JP3518910B2 - 超音波診断装置 - Google Patents
超音波診断装置Info
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- JP3518910B2 JP3518910B2 JP27263894A JP27263894A JP3518910B2 JP 3518910 B2 JP3518910 B2 JP 3518910B2 JP 27263894 A JP27263894 A JP 27263894A JP 27263894 A JP27263894 A JP 27263894A JP 3518910 B2 JP3518910 B2 JP 3518910B2
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- stc
- variable gain
- setting means
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Description
【0001】
【産業上の利用分野】本発明は、超音波振動子を内蔵し
たプローブを備え、この振動子を振動して生体組織中に
超音波パルスを送波し、また、生体中から反射してきた
エコーを前記プローブで受波した後、信号処理すること
により生体断層像を得る医用超音波診断装置に関する。
たプローブを備え、この振動子を振動して生体組織中に
超音波パルスを送波し、また、生体中から反射してきた
エコーを前記プローブで受波した後、信号処理すること
により生体断層像を得る医用超音波診断装置に関する。
【0002】
【従来の技術】近年、超音波振動子を内蔵したプローブ
を備え、この振動子を振動して生体組織中に超音波パル
スを送波し、また、生体中から反射してきたエコーを前
記プローブで受波した後、信号処理することにより生体
断層像を得る医用超音波診断装置が広く用いられてい
る。
を備え、この振動子を振動して生体組織中に超音波パル
スを送波し、また、生体中から反射してきたエコーを前
記プローブで受波した後、信号処理することにより生体
断層像を得る医用超音波診断装置が広く用いられてい
る。
【0003】このような従来の医用超音波診断装置にお
いて、超音波ビームの受波後に行うデジタル信号処理に
よってビーム合成を行う(例えば開口合成法により映像
化を行う)場合は、受波信号をAD変換する前の処理と
して受波信号に対して対数増幅等をせずに、リニアアン
プのみにより増幅する必要がある。また、画像全体の感
度を調節するGAIN調節と診断領域の深さによる感度
低下を補うためのSTC調節も、S/Nをかせぐために
は前記前処理段階で行うことが望ましい。
いて、超音波ビームの受波後に行うデジタル信号処理に
よってビーム合成を行う(例えば開口合成法により映像
化を行う)場合は、受波信号をAD変換する前の処理と
して受波信号に対して対数増幅等をせずに、リニアアン
プのみにより増幅する必要がある。また、画像全体の感
度を調節するGAIN調節と診断領域の深さによる感度
低下を補うためのSTC調節も、S/Nをかせぐために
は前記前処理段階で行うことが望ましい。
【0004】そこで、従来は受波信号をデジタル信号に
変換する前処理段階に、前記GAINとSTC調整手段
としてそれぞれに対応した複数の可変ゲインアンプをカ
スケード接続にして設けていた。即ち、カスケード接続
した複数の可変ゲインアンプをGAIN,STCに対応
させてそれぞれの増幅度を独立して制御するため、最前
段よりも後段の可変ゲインアンプの増幅度が高くなる場
合がでてくる。これは回路全体のS/Nを考えると有利
な方式とは言えない。また、最前段に固定ゲインで、低
ノイズなプリアンプを設けることで少しは改善される
が、発振の問題もあるため、カスケード接続した高ゲイ
ンの可変ゲインアンプの前にはあまり高いゲインのプリ
アンブをつけることができない。従って、前記可変ゲイ
ンアンプが診断装置全体のS/Nに与える影響は少なく
ない。
変換する前処理段階に、前記GAINとSTC調整手段
としてそれぞれに対応した複数の可変ゲインアンプをカ
スケード接続にして設けていた。即ち、カスケード接続
した複数の可変ゲインアンプをGAIN,STCに対応
させてそれぞれの増幅度を独立して制御するため、最前
段よりも後段の可変ゲインアンプの増幅度が高くなる場
合がでてくる。これは回路全体のS/Nを考えると有利
な方式とは言えない。また、最前段に固定ゲインで、低
ノイズなプリアンプを設けることで少しは改善される
が、発振の問題もあるため、カスケード接続した高ゲイ
ンの可変ゲインアンプの前にはあまり高いゲインのプリ
アンブをつけることができない。従って、前記可変ゲイ
ンアンプが診断装置全体のS/Nに与える影響は少なく
ない。
【0005】ここで、図7及び図8に基づいて従来例に
ついて詳しく説明する。図7は可変ゲインアンプ52,
53を2段カスケード接続した例であり、スキャン方式
については省略している。
ついて詳しく説明する。図7は可変ゲインアンプ52,
53を2段カスケード接続した例であり、スキャン方式
については省略している。
【0006】図7に示すように、超音波振動子50は送
信手段(図示せず)によって駆動され、超音波パルスを
放射し、そのエコーを受波して電気信号に変換する。こ
の受信信号はプリアンプ51、可変ゲインアンプ52,
53で増幅され、信号処理回路54で検波、AD変換、
画像メモリへの記憶及び読み出し等の処理をうける。ま
た、開口合成法による画像形成を行うときは、信号処理
回路54において、高速にAD変換され、受信信号波形
そのものがデジタルデータとして波形メモリに格納さ
れ、所定の波面軌跡データに基づく加算読み出しがなさ
れる。さらに血流等の運動する対象物を画像化する場合
においては、受信信号をフーリエ解析するFFT演算部
が設けられる(例えば、特開平5−115477号参
照)。信号処理回路54でこれら所定の処理がなされた
信号は、表示装置55でBモード画像として画像化され
る。
信手段(図示せず)によって駆動され、超音波パルスを
放射し、そのエコーを受波して電気信号に変換する。こ
の受信信号はプリアンプ51、可変ゲインアンプ52,
53で増幅され、信号処理回路54で検波、AD変換、
画像メモリへの記憶及び読み出し等の処理をうける。ま
た、開口合成法による画像形成を行うときは、信号処理
回路54において、高速にAD変換され、受信信号波形
そのものがデジタルデータとして波形メモリに格納さ
れ、所定の波面軌跡データに基づく加算読み出しがなさ
れる。さらに血流等の運動する対象物を画像化する場合
においては、受信信号をフーリエ解析するFFT演算部
が設けられる(例えば、特開平5−115477号参
照)。信号処理回路54でこれら所定の処理がなされた
信号は、表示装置55でBモード画像として画像化され
る。
【0007】操作者は、操作パネル56に設けられたS
TC調整機構57とGAIN調整機構58を操作し、可
変ゲインアンプ52,53増幅度をそれぞれ制御する。
符号59はSTC制御回路、符号60はGAIN制御回
路で、STC調整機構57とGAIN調整機構58とか
らの情報及び制御回路61の送信タイミング(m)を基
に可変ゲインアンプ52,53に対して制御電圧
(k),(l)をそれぞれ出力するものである。
TC調整機構57とGAIN調整機構58を操作し、可
変ゲインアンプ52,53増幅度をそれぞれ制御する。
符号59はSTC制御回路、符号60はGAIN制御回
路で、STC調整機構57とGAIN調整機構58とか
らの情報及び制御回路61の送信タイミング(m)を基
に可変ゲインアンプ52,53に対して制御電圧
(k),(l)をそれぞれ出力するものである。
【0008】図8は、この時の制御電圧(k),(l)
と送信タイミング(m)を示すものである。STC制御
電圧(k)は、深い場所からのエコー信号の減衰を補う
ために、可変ゲインアンプ52の増幅度が受信期間中に
連続的に高くなるように変化させる。また、GAIN制
御電圧(l)は一定である。ここで、可変ゲインアンプ
52,53は制御電圧が高くなると増幅度も高くなるも
のとする。なお、図中のAmax ,Bmax はそれぞれST
C,GAINの最大増幅度を与える電圧値である。
と送信タイミング(m)を示すものである。STC制御
電圧(k)は、深い場所からのエコー信号の減衰を補う
ために、可変ゲインアンプ52の増幅度が受信期間中に
連続的に高くなるように変化させる。また、GAIN制
御電圧(l)は一定である。ここで、可変ゲインアンプ
52,53は制御電圧が高くなると増幅度も高くなるも
のとする。なお、図中のAmax ,Bmax はそれぞれST
C,GAINの最大増幅度を与える電圧値である。
【0009】ここで、時刻t′においてSTC制御電圧
(k)は最大ではない上に、GAIN制御電圧(l)は
ある程度の大きさとなっている。即ち、前段の可変ゲイ
ンアンプ52の増幅度を優先して高く配分した方が全体
のS/Nを考えると有利であるが、可変ゲインアンプ5
2と53を独立して制御しているために実際にはそうは
ならないのである。
(k)は最大ではない上に、GAIN制御電圧(l)は
ある程度の大きさとなっている。即ち、前段の可変ゲイ
ンアンプ52の増幅度を優先して高く配分した方が全体
のS/Nを考えると有利であるが、可変ゲインアンプ5
2と53を独立して制御しているために実際にはそうは
ならないのである。
【0010】
【発明が解決しようとする課題】つまり、従来の可変ゲ
インアンプを利用したSTC,GAIN調整機構を備え
た超音波診断装置では、STC,GAINそれぞれに対
応して独立で制御される複数の可変ゲインアンプをカス
ケード接続している。従って、最前段より後段の可変ゲ
インアンプの方が増幅度が高くなることもあり、診断装
置全体のSN比を考えると、最適なゲイン配分とは言え
ない場合がでてくる。
インアンプを利用したSTC,GAIN調整機構を備え
た超音波診断装置では、STC,GAINそれぞれに対
応して独立で制御される複数の可変ゲインアンプをカス
ケード接続している。従って、最前段より後段の可変ゲ
インアンプの方が増幅度が高くなることもあり、診断装
置全体のSN比を考えると、最適なゲイン配分とは言え
ない場合がでてくる。
【0011】本発明は、上記事情に鑑みてなされたもの
であり、最適なゲイン配分を自動的に実現し、S/Nの
良い超音波診断装置を提供することを目的としている。
であり、最適なゲイン配分を自動的に実現し、S/Nの
良い超音波診断装置を提供することを目的としている。
【0012】
【課題を解決するための手段】本発明の請求項1に係る
超音波診断装置は、生体内に超音波パルスを送波し、ま
た、前記生体中から反射してきたエコー信号を受波し、
前記エコー信号を基に生体の断層像を得る医用超音波診
断装置であって、前記エコー信号を増幅する複数の可変
ゲインアンプと、前記複数の可変ゲインアンプの検出感
度を調節するGAIN増幅度を設定するGAIN設定手
段と、前記超音波パルスが反射する深さによる減衰の違
いを補正するSTC増幅度を設定するSTC設定手段
と、あらかじめプログラムされたマイクロコンピュータ
からなると共に、前記GAIN設定手段と前記STC設
定手段によって設定された前記GAIN,STCそれぞ
れの増幅度に基づいて、前記可変ゲインアンプのうち、
より前段の前記可変ゲインアンプの増幅度が優先的に高
くなるようにゲイン配分を自動的に設定するゲイン配分
手段とを備えたものであり、本発明の請求項2に係る超
音波診断装置は、生体内に超音波パルスを送波し、ま
た、前記生体中から反射してきたエコー信号を受波し、
前記エコー信号を基に生体の断層像を得る医用超音波診
断装置であって、前記エコー信号を増幅する複数の可変
ゲインアンプと、前記複数の可変ゲインアンプの検出感
度を調節するGAIN増幅度を設定するGAIN設定手
段と、前記超音波パルスが反射する深さによる減衰の違
いを補正するSTC増幅度を設定するSTC設定手段
と、アナログ演算回路からなると共に、前記GAIN設
定手段と前記STC設定手段によって設定された前記G
AIN,STCそれぞれの増幅度に基づいて、前記可変
ゲインアンプのうち、より前段の前記可変ゲインアンプ
の増幅度が優先的に高くなるようにゲイン配分を自動的
に設定するゲイン配分手段とを備えたものであり、本発
明の請求項3に係る超音波診断装置は、生体内に超音波
パルスを送波し、また、前記生体中から反射してきたエ
コー信号を受波し、前記エコー信号を基に生体の断層像
を得る医用超音波診断装置であって、リニアアンプから
なると共に、前記エコー信号を増幅する複数の可変ゲイ
ンアンプと、前記複数の可変ゲインアンプの検出感度を
調節するGAIN増幅度を設定するGAIN設定手段
と、前記超音波パルスが反射する深さによる減衰の違い
を補正するSTC増幅度を設定するSTC設定手段と、
前記GAIN設定手段と前記STC設定手段によって設
定された前記GAIN,STCそれぞれの増幅度に基づ
いて、前記可変ゲインアンプのうち、より前段の前記可
変ゲインアンプの増幅度が優先的に高くなるようにゲイ
ン配分を自動的に設定するゲイン配分手段とを備えたも
のである。
超音波診断装置は、生体内に超音波パルスを送波し、ま
た、前記生体中から反射してきたエコー信号を受波し、
前記エコー信号を基に生体の断層像を得る医用超音波診
断装置であって、前記エコー信号を増幅する複数の可変
ゲインアンプと、前記複数の可変ゲインアンプの検出感
度を調節するGAIN増幅度を設定するGAIN設定手
段と、前記超音波パルスが反射する深さによる減衰の違
いを補正するSTC増幅度を設定するSTC設定手段
と、あらかじめプログラムされたマイクロコンピュータ
からなると共に、前記GAIN設定手段と前記STC設
定手段によって設定された前記GAIN,STCそれぞ
れの増幅度に基づいて、前記可変ゲインアンプのうち、
より前段の前記可変ゲインアンプの増幅度が優先的に高
くなるようにゲイン配分を自動的に設定するゲイン配分
手段とを備えたものであり、本発明の請求項2に係る超
音波診断装置は、生体内に超音波パルスを送波し、ま
た、前記生体中から反射してきたエコー信号を受波し、
前記エコー信号を基に生体の断層像を得る医用超音波診
断装置であって、前記エコー信号を増幅する複数の可変
ゲインアンプと、前記複数の可変ゲインアンプの検出感
度を調節するGAIN増幅度を設定するGAIN設定手
段と、前記超音波パルスが反射する深さによる減衰の違
いを補正するSTC増幅度を設定するSTC設定手段
と、アナログ演算回路からなると共に、前記GAIN設
定手段と前記STC設定手段によって設定された前記G
AIN,STCそれぞれの増幅度に基づいて、前記可変
ゲインアンプのうち、より前段の前記可変ゲインアンプ
の増幅度が優先的に高くなるようにゲイン配分を自動的
に設定するゲイン配分手段とを備えたものであり、本発
明の請求項3に係る超音波診断装置は、生体内に超音波
パルスを送波し、また、前記生体中から反射してきたエ
コー信号を受波し、前記エコー信号を基に生体の断層像
を得る医用超音波診断装置であって、リニアアンプから
なると共に、前記エコー信号を増幅する複数の可変ゲイ
ンアンプと、前記複数の可変ゲインアンプの検出感度を
調節するGAIN増幅度を設定するGAIN設定手段
と、前記超音波パルスが反射する深さによる減衰の違い
を補正するSTC増幅度を設定するSTC設定手段と、
前記GAIN設定手段と前記STC設定手段によって設
定された前記GAIN,STCそれぞれの増幅度に基づ
いて、前記可変ゲインアンプのうち、より前段の前記可
変ゲインアンプの増幅度が優先的に高くなるようにゲイ
ン配分を自動的に設定するゲイン配分手段とを備えたも
のである。
【0013】
【実施例】以下、図面を参照しながら本発明の実施例に
ついて述べる。
ついて述べる。
【0014】図1及び図2は本発明の第1実施例に係わ
り、図1は超音波診断装置の構成を示す構成図、図2は
図1の演算回路の処理の流れを示すフローチャートであ
る。
り、図1は超音波診断装置の構成を示す構成図、図2は
図1の演算回路の処理の流れを示すフローチャートであ
る。
【0015】第1実施例の超音波診断装置は、図1に示
すように、観察対象に図示しない超音波パルスを照射し
エコーを検出するn個の超音波素子1(1−1〜1−
n)と、超音波素子1(1−1〜1−n)を切り換える
ための素子選択回路2と、素子選択回路2を介して超音
波素子1(1−1〜1−n)に対して送信波発生回路3
で発生した送信パルスを送信する送信駆動回路4と、超
音波素子1(1−1〜1−n)からのエコーをプリアン
プ5、可変ゲインアンプ6,7(複数の可変ゲインアン
プ)及びBPF8を介して入力する信号処理回路9と、
信号処理回路9においてデジタル化されて記憶され、開
口合成法等のデジタル信号による超音波信号の合成処理
を受けて最終的に画像化されて超音波画像を表示する表
示装置10と、STC及びGAINを設定する設定値を
入力するSTC調整回路11(STC設定手段)及びG
AIN調整回路12(GAIN設定手段)と、STC調
整回路11及びGAIN調整回路12により入力された
STC及びGAINの設定値に基づいて設定量を演算す
る演算回路13(ゲイン配分手段)と、演算回路13の
演算結果を基に可変ゲインアンプ6,7の増幅度を制御
する制御信号発生回路14とを備え、送信波発生回路
3、制御信号発生回路14及び信号処理回路9はコント
ロール回路15により制御されるようになっている。
すように、観察対象に図示しない超音波パルスを照射し
エコーを検出するn個の超音波素子1(1−1〜1−
n)と、超音波素子1(1−1〜1−n)を切り換える
ための素子選択回路2と、素子選択回路2を介して超音
波素子1(1−1〜1−n)に対して送信波発生回路3
で発生した送信パルスを送信する送信駆動回路4と、超
音波素子1(1−1〜1−n)からのエコーをプリアン
プ5、可変ゲインアンプ6,7(複数の可変ゲインアン
プ)及びBPF8を介して入力する信号処理回路9と、
信号処理回路9においてデジタル化されて記憶され、開
口合成法等のデジタル信号による超音波信号の合成処理
を受けて最終的に画像化されて超音波画像を表示する表
示装置10と、STC及びGAINを設定する設定値を
入力するSTC調整回路11(STC設定手段)及びG
AIN調整回路12(GAIN設定手段)と、STC調
整回路11及びGAIN調整回路12により入力された
STC及びGAINの設定値に基づいて設定量を演算す
る演算回路13(ゲイン配分手段)と、演算回路13の
演算結果を基に可変ゲインアンプ6,7の増幅度を制御
する制御信号発生回路14とを備え、送信波発生回路
3、制御信号発生回路14及び信号処理回路9はコント
ロール回路15により制御されるようになっている。
【0016】図1において、送信波発生回路3で発生し
た送信パルスは送信駆動回路3、素子選択回路2を介し
て超音波振動子1(1−1〜1−n)に印加され、超音
波振動子1が超音波パルスを発生する。こうして発生し
た超音波パルスは生体組織中に放射される。
た送信パルスは送信駆動回路3、素子選択回路2を介し
て超音波振動子1(1−1〜1−n)に印加され、超音
波振動子1が超音波パルスを発生する。こうして発生し
た超音波パルスは生体組織中に放射される。
【0017】次に、そのエコーを再び超音波振動子1で
受信し、素子選択回路2、プリアンプ5、可変ゲインア
ンプ6,7、BPF8を介して、信号処理回路9に入力
される。こうして受信信号は、信号処理回路9において
デジタル化されて記憶され、開口合成法等のデジタル信
号による超音波信号の合成処理を受けて最終的に画像化
されて表示装置10に表示される。
受信し、素子選択回路2、プリアンプ5、可変ゲインア
ンプ6,7、BPF8を介して、信号処理回路9に入力
される。こうして受信信号は、信号処理回路9において
デジタル化されて記憶され、開口合成法等のデジタル信
号による超音波信号の合成処理を受けて最終的に画像化
されて表示装置10に表示される。
【0018】ここで、操作者がSTC調整回路11、G
AIN調整回路12を用いて操作、設定すると、その設
定値は演算回路13で演算され、その結果を基に制御信
号発生回路14が可変ゲインアンプ6,7の増幅度を制
御する。この演算回路13は、入力されたSTCとGA
INの設定値を基に可変ゲインアンプ6の増幅度がなる
べく大きくなるように可変ゲインアンプ6,7の増幅度
を設定する。
AIN調整回路12を用いて操作、設定すると、その設
定値は演算回路13で演算され、その結果を基に制御信
号発生回路14が可変ゲインアンプ6,7の増幅度を制
御する。この演算回路13は、入力されたSTCとGA
INの設定値を基に可変ゲインアンプ6の増幅度がなる
べく大きくなるように可変ゲインアンプ6,7の増幅度
を設定する。
【0019】図2はこの演算回路13で実行する演算の
フローチャートである。演算回路13では、ステップS
1でSTCとGAINの設定値をそれぞれA〔dB〕、B
〔dB〕とした場合、まず、ステップS2で和C=A+B
をとり、ステップS3でC−Amax が0dBより大きいか
どうか判断し、C−Amax が0dBより大きい場合は、ス
テップS4で前段の可変ゲインアンプ6の増幅度を最大
にしてその残りC−Amax を後段アンプ7の増幅度とし
て配分する。そしてステップS6でA′=Amax 、B′
=C−Amax としてA′,B′の値をそれぞれ前段の可
変ゲインアンプ6、後段の可変ゲインアンプ7に設定す
る。
フローチャートである。演算回路13では、ステップS
1でSTCとGAINの設定値をそれぞれA〔dB〕、B
〔dB〕とした場合、まず、ステップS2で和C=A+B
をとり、ステップS3でC−Amax が0dBより大きいか
どうか判断し、C−Amax が0dBより大きい場合は、ス
テップS4で前段の可変ゲインアンプ6の増幅度を最大
にしてその残りC−Amax を後段アンプ7の増幅度とし
て配分する。そしてステップS6でA′=Amax 、B′
=C−Amax としてA′,B′の値をそれぞれ前段の可
変ゲインアンプ6、後段の可変ゲインアンプ7に設定す
る。
【0020】また、C−Amax が0dB以下であった場合
は、ステップS5でA,Bのトータルでの増幅度は可変
ゲインアンプ6の最大増幅度よりも小さいため、前段の
可変ゲインアンプ6のみで増幅することにする。そし
て、ステップS6でA′=A+B、B′=0dBとして、
A′,B′の値をそれぞれ前段の可変ゲインアンプ6、
後段の可変ゲインアンプ7に設定する。
は、ステップS5でA,Bのトータルでの増幅度は可変
ゲインアンプ6の最大増幅度よりも小さいため、前段の
可変ゲインアンプ6のみで増幅することにする。そし
て、ステップS6でA′=A+B、B′=0dBとして、
A′,B′の値をそれぞれ前段の可変ゲインアンプ6、
後段の可変ゲインアンプ7に設定する。
【0021】以上の演算はSTC,GAIN設定に対し
てリアルタイムに動作する。前記演算回路13はマイク
ロコンピュータを用いて実現しても良いし、デジタルI
C等で構成した回路を用いても良い。
てリアルタイムに動作する。前記演算回路13はマイク
ロコンピュータを用いて実現しても良いし、デジタルI
C等で構成した回路を用いても良い。
【0022】従って、本実施例の超音波診断装置による
と、最適なゲイン配分を自動的に実現し、S/Nを向上
させることできるとともに、プログラマブルなゲイン配
分手段ある演算回路13により、アルゴリズムの変更が
容易であるという特徴を有している。
と、最適なゲイン配分を自動的に実現し、S/Nを向上
させることできるとともに、プログラマブルなゲイン配
分手段ある演算回路13により、アルゴリズムの変更が
容易であるという特徴を有している。
【0023】次に第2実施例について説明する。図3乃
至図6は本発明の第2実施例に係わり、図3はゲイン配
分回路の構成を示すブロック図、図4は図3のゲイン配
分回路の各部の電圧波形を示す波形図、図5は図3のゲ
イン配分回路の具体的な構成を示す回路図、図6は図5
に示したゲイン配分回路の回路図における各部の電圧波
形を示す波形図である。第1実施例がゲイン配分手段を
プログラマブルな演算回路10により構成したのに対し
て、第2実施例ではゲイン配分手段をアナログ回路であ
るゲイン配分回路により構成したものであり、その他の
構成は第1実施例と同じであるので、異なる構成のみ説
明する。
至図6は本発明の第2実施例に係わり、図3はゲイン配
分回路の構成を示すブロック図、図4は図3のゲイン配
分回路の各部の電圧波形を示す波形図、図5は図3のゲ
イン配分回路の具体的な構成を示す回路図、図6は図5
に示したゲイン配分回路の回路図における各部の電圧波
形を示す波形図である。第1実施例がゲイン配分手段を
プログラマブルな演算回路10により構成したのに対し
て、第2実施例ではゲイン配分手段をアナログ回路であ
るゲイン配分回路により構成したものであり、その他の
構成は第1実施例と同じであるので、異なる構成のみ説
明する。
【0024】図3に示すゲイン配分回路20において、
可変ゲインアンプ6,7は第1実施例と同様に超音波診
断装置の受信回路中で受信信号を増幅するためのもので
あり、電圧(d),(e)によって増幅度が制御され
る。
可変ゲインアンプ6,7は第1実施例と同様に超音波診
断装置の受信回路中で受信信号を増幅するためのもので
あり、電圧(d),(e)によって増幅度が制御され
る。
【0025】今、操作者が設定したSTC,GAINの
増幅度を前記可変ゲインアンプ6,7で実現するための
電圧値(a),(b)が、それぞれSTC制御電圧発生
回路21、GAIN制御電圧発生回路22より出力され
ているとする。加算器23より出力される電圧値
(a),(b)の和電圧値(c)はSTCとGAINの
総合増幅度を示す。
増幅度を前記可変ゲインアンプ6,7で実現するための
電圧値(a),(b)が、それぞれSTC制御電圧発生
回路21、GAIN制御電圧発生回路22より出力され
ているとする。加算器23より出力される電圧値
(a),(b)の和電圧値(c)はSTCとGAINの
総合増幅度を示す。
【0026】次に、和電圧値(c)を可変ゲインアンプ
6の増幅度を最大にする制御電圧(Vf )に合わせて設
定された電圧リミッタ24を出力する。その結果、電圧
リミッタ24の出力である電圧値(d)は、可変ゲイン
アンプ6の増幅度を最大にする制御電圧(Vf )以下と
なる。また、和電圧値(c)と電圧値(d)とを差分回
路25に入力して和電圧値(c)より電圧値(d)を減
じた電圧値(e)を得た後、これを可変ゲインアンプ7
に制御電圧として入力する。
6の増幅度を最大にする制御電圧(Vf )に合わせて設
定された電圧リミッタ24を出力する。その結果、電圧
リミッタ24の出力である電圧値(d)は、可変ゲイン
アンプ6の増幅度を最大にする制御電圧(Vf )以下と
なる。また、和電圧値(c)と電圧値(d)とを差分回
路25に入力して和電圧値(c)より電圧値(d)を減
じた電圧値(e)を得た後、これを可変ゲインアンプ7
に制御電圧として入力する。
【0027】図4に図3のブロック図の各部の電圧波形
(a)〜(e)を示す。ここで、送信タイミングに同期
して時間的に電圧が変化し、前記可変ゲインアンプの増
幅度を変化させるSTC制御電圧(a)は操作者により
任意の繰り返し波形に調整されるものである。また、受
信回路全体の感度を変化させるためのGAIN制御電圧
(b)も操作者によって任意の電圧(Vf )に調整され
る。
(a)〜(e)を示す。ここで、送信タイミングに同期
して時間的に電圧が変化し、前記可変ゲインアンプの増
幅度を変化させるSTC制御電圧(a)は操作者により
任意の繰り返し波形に調整されるものである。また、受
信回路全体の感度を変化させるためのGAIN制御電圧
(b)も操作者によって任意の電圧(Vf )に調整され
る。
【0028】更に、図5,図6に基づいて上記第2実施
例についての具体的な回路例を説明する。
例についての具体的な回路例を説明する。
【0029】図5において、(f),(g)はそれぞれ
STC制御電圧、GAIN制御電圧であり、これらは加
算回路23を構成しているOPアンプ30にて加算され
て和電圧(h)となる。電圧リミッタ24を構成するO
Pアンプ31は振幅制限回路であり、可変ゲインアンプ
6に加わる制御電圧(i)が大きくなり過ぎないように
抑えるためのものである。即ち、振幅制限時にD1,D
2の両端に発生する電圧をそれぞれVf ,Vz とする
と、Vf +Vz =(可変ゲインアンプ6が最大増幅度を
持つ制御電圧)となるようにVz を選んでいる。こうす
ることで制御電圧(i)は可変ゲインアンプ6が最大増
幅度となる電圧以下に抑えられる。
STC制御電圧、GAIN制御電圧であり、これらは加
算回路23を構成しているOPアンプ30にて加算され
て和電圧(h)となる。電圧リミッタ24を構成するO
Pアンプ31は振幅制限回路であり、可変ゲインアンプ
6に加わる制御電圧(i)が大きくなり過ぎないように
抑えるためのものである。即ち、振幅制限時にD1,D
2の両端に発生する電圧をそれぞれVf ,Vz とする
と、Vf +Vz =(可変ゲインアンプ6が最大増幅度を
持つ制御電圧)となるようにVz を選んでいる。こうす
ることで制御電圧(i)は可変ゲインアンプ6が最大増
幅度となる電圧以下に抑えられる。
【0030】OPアンプ32は差分回路25を構成し、
(i)+(h)=(j)を出力する。ここで、OPアン
プ31の出力は符号が反転するため、実質的にOPアン
プ32は和電圧(h)と振幅制限された制御電圧(i)
の差分を出力することになる。こうして、トータルの増
幅度は同じで、後段の可変ゲインアンプ7よりも前段の
可変ゲインアンプ6の増幅度が優先的に大きくなるよう
に増幅度が配分される。
(i)+(h)=(j)を出力する。ここで、OPアン
プ31の出力は符号が反転するため、実質的にOPアン
プ32は和電圧(h)と振幅制限された制御電圧(i)
の差分を出力することになる。こうして、トータルの増
幅度は同じで、後段の可変ゲインアンプ7よりも前段の
可変ゲインアンプ6の増幅度が優先的に大きくなるよう
に増幅度が配分される。
【0031】従って、第2実施例によると、安価で簡単
な回路で自動的に最適なゲイン配分に設定することがで
き、S/Nを向上させることができる。
な回路で自動的に最適なゲイン配分に設定することがで
き、S/Nを向上させることができる。
【0032】[付記]
(付記項1) 前記ゲイン配分手段は、あらかじめプロ
グラムされたマイクロコンピュータによる演算手段であ
ることを特徴とする請求項1に記載の超音波診断装置。
グラムされたマイクロコンピュータによる演算手段であ
ることを特徴とする請求項1に記載の超音波診断装置。
【0033】付記1の構成では、ゲイン配分手段をプロ
グラマブルなマイクロコンピュータによる演算手段によ
り構成しているので、アルゴリズムの変更が容易である
という特徴を有している。
グラマブルなマイクロコンピュータによる演算手段によ
り構成しているので、アルゴリズムの変更が容易である
という特徴を有している。
【0034】(付記項2) 前記ゲイン配分手段は、ア
ナログ演算回路(図3のゲイン配分回路21)であるこ
とを特徴とする請求項1に記載の超音波診断装置。
ナログ演算回路(図3のゲイン配分回路21)であるこ
とを特徴とする請求項1に記載の超音波診断装置。
【0035】(付記項3) 前記アナログ演算回路は、
あらかじめ生成したSTCとGAIN制御電圧を加算す
る加算回路(図3の加算回路23)と、前記加算回路の
出力を振幅制限する振幅制限回路(図3の電圧リミッタ
24)と、前記加算回路と振幅制限回路との出力の差分
をとる差分回路(図3の差分回路25)とを備えて構成
され、前記振幅制限回路の出力を前段の前記可変ゲイン
アンプの増幅度制御電圧とし、前記差分回路の出力を後
段の前記可変ゲインアンプの増幅度制御電圧とすること
を特徴とする付記項2に記載の超音波診断装置。
あらかじめ生成したSTCとGAIN制御電圧を加算す
る加算回路(図3の加算回路23)と、前記加算回路の
出力を振幅制限する振幅制限回路(図3の電圧リミッタ
24)と、前記加算回路と振幅制限回路との出力の差分
をとる差分回路(図3の差分回路25)とを備えて構成
され、前記振幅制限回路の出力を前段の前記可変ゲイン
アンプの増幅度制御電圧とし、前記差分回路の出力を後
段の前記可変ゲインアンプの増幅度制御電圧とすること
を特徴とする付記項2に記載の超音波診断装置。
【0036】
【発明の効果】以上説明したように本発明の超音波診断
装置によれば、ゲイン配分手段がGAIN設定手段とS
TC設定手段によって設定されたGAIN,STCそれ
ぞれの増幅度に基づいて、可変ゲインアンプのうち、よ
り前段の可変ゲインアンプの増幅度が優先的に高くなる
ようにゲイン配分を自動的に設定するので、最適なゲイ
ン配分を自動的に実現し、S/Nを向上させることがで
きるという効果がある。
装置によれば、ゲイン配分手段がGAIN設定手段とS
TC設定手段によって設定されたGAIN,STCそれ
ぞれの増幅度に基づいて、可変ゲインアンプのうち、よ
り前段の可変ゲインアンプの増幅度が優先的に高くなる
ようにゲイン配分を自動的に設定するので、最適なゲイ
ン配分を自動的に実現し、S/Nを向上させることがで
きるという効果がある。
【図1】本発明の第1実施例に係る超音波診断装置の構
成を示す構成図
成を示す構成図
【図2】図1の演算回路の処理の流れを示すフローチャ
ート
ート
【図3】本発明の第2実施例に係るゲイン配分回路の構
成を示すブロック図
成を示すブロック図
【図4】図3のゲイン配分回路の各部の電圧波形を示す
波形図
波形図
【図5】図3のゲイン配分回路の具体的な構成を示す回
路図
路図
【図6】図5に示したゲイン配分回路の回路図における
各部の電圧波形を示す波形図
各部の電圧波形を示す波形図
【図7】従来の超音波診断装置の構成を示す構成図
【図8】図7の超音波診断装置の各部の電圧波形を示す
波形図
波形図
1(1−1〜1−n) 超音波素子
2 素子選択回路
3 送信波発生回路
4 送信駆動回路
5 プリアンプ
6、7 可変ゲインアンプ
8 BPF
9 信号処理回路9
10 表示装置10
11 STC調整回路
12 GAIN調整回路
13 演算回路
14 制御信号発生回路
15 コントロール回路
20 ゲイン配分回路
21 STC制御電圧発生回路
22 GAIN制御電圧発生回路
23 加算器
24 電圧リミッタ
25 差分回路25
30、31、32 OPアンプ
Claims (3)
- 【請求項1】 生体内に超音波パルスを送波し、また、
前記生体中から反射してきたエコー信号を受波し、前記
エコー信号を基に生体の断層像を得る医用超音波診断装
置であって、 前記エコー信号を増幅する複数の可変ゲインアンプと、 前記複数の可変ゲインアンプの検出感度を調節するGA
IN増幅度を設定するGAIN設定手段と、 前記超音波パルスが反射する深さによる減衰の違いを補
正するSTC増幅度を設定するSTC設定手段と、あらかじめプログラムされたマイクロコンピュータから
なると共に、 前記GAIN設定手段と前記STC設定手
段によって設定された前記GAIN,STCそれぞれの
増幅度に基づいて、前記可変ゲインアンプのうち、より
前段の前記可変ゲインアンプの増幅度が優先的に高くな
るようにゲイン配分を自動的に設定するゲイン配分手段
とを備えたことを特徴とする超音波診断装置。 - 【請求項2】 生体内に超音波パルスを送波し、また、
前記生体中から反射してきたエコー信号を受波し、前記
エコー信号を基に生体の断層像を得る医用超音波診断装
置であって、 前記エコー信号を増幅する複数の可変ゲインアンプと、 前記複数の可変ゲインアンプの検出感度を調節するGA
IN増幅度を設定するGAIN設定手段と、 前記超音波パルスが反射する深さによる減衰の違いを補
正するSTC増幅度を設定するSTC設定手段と、 アナログ演算回路からなると共に、前記GAIN設定手
段と前記STC設定手段によって設定された前記GAI
N,STCそれぞれの増幅度に基づいて、前記可変ゲイ
ンアンプのうち、より前段の前記可変ゲインアンプの増
幅度が優先的に高くなるようにゲイン配分を自動的に設
定するゲイン配分手段とを備えたことを特徴とする超音
波診断装置。 - 【請求項3】 生体内に超音波パルスを送波し、また、
前記生体中から反射してきたエコー信号を受波し、前記
エコー信号を基に生体の断層像を得る医用超音波診断装
置であって、 リニアアンプからなると共に、前記エコー信号を増幅す
る複数の可変ゲインアンプと、 前記複数の可変ゲインアンプの検出感度を調節するGA
IN増幅度を設定するGAIN設定手段と、 前記超音波パルスが反射する深さによる減衰の違いを補
正するSTC増幅度を設定するSTC設定手段と、 前記GAIN設定手段と前記STC設定手段によって設
定された前記GAIN,STCそれぞれの増幅度に基づ
いて、前記可変ゲインアンプのうち、より前段の前記可
変ゲインアンプの増幅度が優先的に高くなるようにゲイ
ン配分を自動的に設定するゲイン配分手段とを備えたこ
とを特徴とする超音波診断装置。
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP27263894A JP3518910B2 (ja) | 1994-11-07 | 1994-11-07 | 超音波診断装置 |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP27263894A JP3518910B2 (ja) | 1994-11-07 | 1994-11-07 | 超音波診断装置 |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPH08131435A JPH08131435A (ja) | 1996-05-28 |
JP3518910B2 true JP3518910B2 (ja) | 2004-04-12 |
Family
ID=17516718
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP27263894A Expired - Fee Related JP3518910B2 (ja) | 1994-11-07 | 1994-11-07 | 超音波診断装置 |
Country Status (1)
Country | Link |
---|---|
JP (1) | JP3518910B2 (ja) |
Families Citing this family (3)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2008089469A (ja) * | 2006-10-03 | 2008-04-17 | Toshiba Corp | レーダ装置 |
WO2014115377A1 (ja) | 2013-01-23 | 2014-07-31 | オリンパスメディカルシステムズ株式会社 | 超音波観測装置、超音波観測装置の作動方法および超音波観測装置の作動プログラム |
CN107328869A (zh) * | 2017-07-12 | 2017-11-07 | 辽宁红阳检测有限公司 | 一种全信息记录超声波探伤仪 |
-
1994
- 1994-11-07 JP JP27263894A patent/JP3518910B2/ja not_active Expired - Fee Related
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
JPH08131435A (ja) | 1996-05-28 |
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Legal Events
Date | Code | Title | Description |
---|---|---|---|
A01 | Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01 Effective date: 20040113 |
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A61 | First payment of annual fees (during grant procedure) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61 Effective date: 20040127 |
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LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |