JPH11221217A - 超音波診断装置 - Google Patents
超音波診断装置Info
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- JPH11221217A JPH11221217A JP10028190A JP2819098A JPH11221217A JP H11221217 A JPH11221217 A JP H11221217A JP 10028190 A JP10028190 A JP 10028190A JP 2819098 A JP2819098 A JP 2819098A JP H11221217 A JPH11221217 A JP H11221217A
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Abstract
低下させることもなく、リアルタイム性の向上を図った
超音波診断装置を提供すること。 【解決手段】配列された複数個の超音波振動子から構成
され、超音波ビームの送信及びその反射波の受信を行う
ための超音波プローブと、所定の方向間隔で順次に方向
を変えながら超音波ビームを送信する送信手段と、特定
の深さ領域からの反射波が前記超音波振動子に到達する
期間においてのみ、当該反射波の元となる送信超音波ビ
ームとほぼ同一の方向に受信指向性を設定して受信信号
を得る受信手段と、前記受信手段から得られた受信信号
を信号処理して超音波診断画像を生成する生成手段と、
前記超音波診断画像を表示する表示手段とを具備する。
Description
送信し、その反射波を受波して超音波診断画像を得る、
いわゆる超音波診断装置に関するものであり、特に、単
位時間内の走査回数を増加させることによってリアルタ
イム性と血流検出能の大幅な向上を図った超音波診断装
置に関する。
織からの反射波により生体情報を得る超音波診断法は超
音波断層法と超音波ドップラ法の2つの技術開発により
近年急速な進歩を遂げた。今日最も普及している電子走
査型の超音波診断装置は、配列型の超音波トランスデュ
ーサを用い、これを電子的に高速制御し走査することに
よってリアルタイム表示が可能である。
音波診断装置の概略構成を示すブロック図である。超音
波プローブにおいて配列される振動子4の素子数をMと
する。超音波を生体内(あるいは媒質内)に向けて送信
する場合には、まず送信レート信号発生器1によって超
音波パルスの繰返し周期を決定するレートパルスが出力
される。このパルスはMチャンネルから構成される送信
遅延回路2に送られ、送信時の超音波ビームの集束距離
(F0)を決定する遅延時間τfと所定方向(θ0)に
超音波ビームを偏向させるための遅延時間τsが与えら
れたのち、Mチャンネルの振動子駆動回路(パルサ)3
に供給される。そして、m番目の遅延回路において設定
される遅延時間τ(m)はτf(m)+τs(m)であ
って、τfおよびτsは次式(1)に示すように設定さ
れる。
焦点距離、θ0は偏向角である。
して超音波を発生させるための駆動パルスが形成され
る。なお駆動パルスのタイミングは送信遅延回路2の出
力に応じて決定される。この駆動回路3の出力は超音波
振動子4に供給され、これにより同振動子4は駆動され
て超音波を発生する。
音波の一部は、臓器の境界面あるいは生体組織の音響散
乱体にて反射される。この反射波は再び超音波振動子4
によって受信され、電気信号に変換される。この受信信
号はプリアンプ5を介した後、送信時と同様に、受信時
の超音波ビームの集束距離を決定する遅延時間、および
超音波ビームの偏向角度(受信指向性)を決定する遅延
時間を与えるMチャンネルの受信遅延回路6を経て加算
器7に送られる。Mチャンネルの受信遅延回路6からの
出力信号は加算器7にて加算合成され、対数増幅器8、
包絡線検波回路9にて対数圧縮、検波され、A/D変換
された後に画像メモリ11に一旦ストアされる。さら
に、ストアされた信号はテレビフォーマットに変換さ
れ、テレビモニタ13にて超音波断層像として表示され
る。
交位相検波回路に送られる。すなわち、先ずはミキサ1
4−1,14−2に送られる。一方、基準信号発生器2
0からは所定の周波数(一般には超音波周波数foにほ
ぼ等しい周波数が用いられる)をもった連続波が出力さ
れ、π/2移送器15にてその位相が90度シフトされ
てミキサ14−1に入力される。また、ミキサ14−2
には基準信号発生器20の出力が直接入力される。この
ミキサ14−1,14−2の出力はローパスフィルタ1
6−1,16−2にて和の周波数成分が除去され、差の
周波数成分のみが抽出される。この差の周波数をもった
信号はA/D変換器17−1,17−2にてディジタル
信号に変換された後、一旦メモリ(不図示)にストアさ
れる。
を連続的に走査し、そのときの複数(N)の信号を用い
る必要がある。この場合の複数回の走査によって得られ
た信号はメモリにて一旦記憶され、所定数のデータが収
集された時点において、同一部位で経時的に変化する1
連の信号が抽出されると共に、MTIフィルタ22−
1,22−2によって不要信号が除去される。さらにそ
の出力はFFT回路18にてドップラ信号の周波数分析
に供される。
れる物理量は、スペクトルの中心(すなわち流速度の平
均値)とスペクトルの分散値(すなわち流速の乱れの状
態)およびパワー値(すなわちドップラ信号強度)であ
る。これらの計算は演算器19によって行われる。演算
器19によって算出された値は画像メモリ11にて一旦
記憶され、テレビモニタ13において表示される。この
演算器19の出力は断層像上にカラーによって表示され
る場合が一般的である。
キサ14に入力された受信信号は、まず超音波の中心周
波数とほぼ等しい周波数(fo)をもち、しかも互いに
位相が90度異なる2つの基準信号と乗算されるが、こ
の乗算によって、ドップラ周波数(fd)成分の他にf
d+2foの周波数成分が得られ、後者の成分は低域通
過(ローパス)フィルタ16によって除去される。ドッ
プラ信号(fd)は一旦、A/D変換器17によってデ
ィジタル信号に変換された後、図示しないメモリにて記
憶される。同一方向に複数回走査して得られた受信信号
は同様にしてメモリにて一旦記憶された後、同一部位で
経時的に変化する1連の信号として抽出され、MTIフ
ィルタ22によって血球からの反射波(ドップラ信号)
と不要信号である血管壁や臓器などの固定反射体からの
信号(クラッタ信号)とが分離される。
し周波数(fr)の間隔をもつ線スペクトルであり、こ
のMTIフィルタはfrの整数倍の位置にあるクラッタ
信号を除去する「くし型」フィルタである。MTI(Mo
ving Target Indicator )フィルタは、レーダー分野に
おいて、例えば航空機のように動いているもののみを抽
出して表示する場合に使用されてきたフィルタ技術であ
る。このようにして所定の深さにおけるN個の複素信号
を抽出してMTIフィルタやFFT回路18に入力し、
クラッタ信号の除去及びスペクトル演算が行われる。こ
のような演算処理は2次元的に行われ、その結果はDS
C(ディジタル・スキャン・コンバータ)にて断層像信
号と合成されて、さらにテレビフォーマット出力に変換
された後カラーモニタ上に表示される。
る。図3は振動子を1次元に配列した場合のリニアアレ
イ超音波プローブの構造を示す斜視断面図である。この
プローブでは走査方向に沿って複数個の振動子が1次元
的に配列されて成る。同図に示すように、各々の振動子
30には超音波を送受信する媒質(生体)側とその反対
側とに電極31が装着され、また生体側の電極31上に
は音響整合層(インピーダンスマッチング層)32が設
けられている。
インピーダンス(密度と音速の積)の差を調整し、波数
の少ない超音波パルスを生体内に入射させるためのもの
である。さらに、整合層32上にはシリコンゴムなどに
より構成される音響レンズ34が張り合わされている。
この音響レンズ34は超音波ビームを所定の距離におい
て集束させ、走査方向に直交するスライス方向のビーム
幅を狭めるためのものである。これら振動子30や整合
層32あるいは音響レンズ34等は支持台(バッキング
材)35上に固定される。
プローブでは電子的、すなわち遅延時間の制御によって
超音波ビームを集束させ、振動子配列方向(走査方向)
のビーム幅を細くすることができる。なお、スライス方
向については音響レンズを用いたビーム集束法が採用さ
れている。この場合、音響レンズの曲率半径は固定であ
るため集束点も1点に固定される。
理前の受信信号スペクトルには、図4に示すようにfd
±nfr(nは整数)に生ずるドップラ信号の他に、±
nfrにクラッタ信号成分が現れる。クラッタ信号とは
血球からの反射波に混入した血管壁や血管周辺の臓器か
らの信号(特にサイドローブ等によるアーチファクト成
分となる場合が多い)のことであり、その信号強度は一
般にドップラ信号に対して40dB程度大きい。したが
って、このクラッタ信号を十分除去するためのフィルタ
リング技術が特に重要である。具体的には、フィルタの
周波数分解能を向上する必要があり、そのためにはデー
タ数すなわち同一部位の走査回数(N)を増やす必要が
ある。
画像のフレーム数を上げることはトレードオフの関係に
ある。このため、特に心臓のような動きの早い臓器にお
いて、冠状動脈のようにクラッタ速度とあまり差のない
低流速の血流を観測することは従来の超音波診断装置に
おいては不可能であった。
動させたり、2次元アレイを用いるなどして3次元的な
走査を行ない、このような走査に基づく3次元画像を作
成して表示する試みがなされている。
的に移動させて3次元的な走査を行なう従来の超音波診
断装置にあっては、装置の構成を比較的簡単にできると
いう反面、画像を得るまでに長時間を要し、また操作性
が悪いうという欠点があった。一方、後者すなわち2次
元アレイを用いて3次元的な走査を行なう従来の超音波
診断装置にあっては、プローブを従来のものと同程度に
小さく構成できる上、操作性に優れるという利点がある
が、装置およびプローブ内部の構成が複雑となり実用的
ではないという欠点があった。さらに、リアルタイムで
3次元画像を得ようとすれば、大規模な並列同時受信回
路が必要となり、回路規模が増大すると共に装置が極め
て高価となるという欠点があった。
ものであり、その目的は回路規模を増大させることな
く、また操作性を低下させることもなく、リアルタイム
性の向上を図った超音波診断装置を提供することであ
る。また、本発明の他の目的はプローブの発熱低減を図
った超音波診断装置を提供することである。
達成するために本発明の超音波診断装置は次のように構
成されている。
れた複数個の超音波振動子から構成され、超音波ビーム
の送信及びその反射波の受信を行うための超音波プロー
ブと、所定の方向間隔で順次に方向を変えながら超音波
ビームを送信する送信手段と、特定の深さ領域からの反
射波が前記超音波振動子に到達する期間においてのみ、
当該反射波の元となる送信超音波ビームとほぼ同一の方
向に受信指向性を設定して受信信号を得る受信手段と、
前記受信手段から得られた受信信号を信号処理して超音
波診断画像を生成する生成手段と、前記超音波診断画像
を表示する表示手段とを具備する。
の反射波が前記超音波振動子に到達する期間においての
み、当該反射波の元となる送信超音波ビームとほぼ同一
の方向に受信指向性を設定して受信信号を得るようにし
ているので、単位時間当たりの走査回数を大幅に増加さ
せることができる。したがって、カラードップラ法や3
次元表示法に求められてきたリアルタイム性と操作性の
いずれをも満足し、しかも比較的低価格な装置を実現で
きる。
れた複数個の超音波振動子から構成され、超音波ビーム
の送信及びその反射波の受信を行うための超音波プロー
ブと、所定の方向間隔で順次に方向を変えながら、少な
くとも2方向への超音波ビームをほぼ同時に送信する送
信手段と、前記超音波振動子により受波された前記超音
波ビームの反射波に基づく受信信号を得る受信手段と、
前記受信手段から得られた受信信号を信号処理して超音
波診断画像を生成する生成手段と、前記超音波診断画像
を表示する表示手段とを具備する。
隣接走査間における送受信感度及び分解能を良好なもの
とすることができる。
れた複数個の超音波振動子から構成され、超音波ビーム
の送信及びその反射波の受信を行うための超音波プロー
ブと、所定の方向間隔で順次に方向を変えながら超音波
ビームを送信する送信手段と、前記超音波振動子により
受波された前記超音波ビームの反射波に基づく受信信号
を得る受信手段と、前記受信手段から得られた受信信号
を信号処理して超音波診断画像を生成する生成手段と、
前記超音波診断画像を表示する表示手段とを具備する超
音波診断装置において、前記超音波振動子を駆動するレ
ートパルスの立ち上がり時点からの一定期間を除く特定
の期間において前記反射波が継続的に得られているか否
かを判定する判定手段と、前記判定手段の判定結果に基
づいて前記超音波振動子の駆動電圧を制御する電圧制御
手段とを具備する。
時又は未使用時の状態にあることを上記判定手段により
判定することができ、この場合は、電圧制御手段により
上記プローブが発生する送信パワーを低減させることが
できる。
に配列された複数個の超音波振動子から構成され、超音
波ビームの送信及びその反射波の受信を行うための超音
波プローブと、所定の方向間隔で順次に方向を変えなが
ら超音波ビームを送信する送信手段と、前記超音波振動
子により受波された前記超音波ビームの反射波に基づく
受信信号を得る受信手段と、前記受信手段から得られた
受信信号を信号処理して超音波診断画像を生成する生成
手段と、前記超音波診断画像を表示する表示手段とを具
備する超音波診断装置において、前記送信手段は、少な
くとも複数の方向に対する超音波ビームをほぼ同時に送
信し、前記受信手段は、前記送信手段によりほぼ同時に
送信された複数の方向に対する超音波ビームの反射波
を、これら超音波ビームと指向性を同一に設定してほぼ
同時に受信するとともに、特定の深さの3次元領域から
の反射波に基づく受信信号のみを得ることを特徴とす
る。
いたリアルタイム3次元走査を回路規模を複雑化するこ
となく実現できる。したがって、先天性の心疾患の診断
において心臓の形状や機能(運動状態)がリアルタイム
で観測できるばかりでなく、腹部等における臓器やある
いはドップラ信号に基づく血管の3次元画像についても
容易に得ることが可能となる。
動脈のカラードップラ表示あるいはパワードップラ表示
においても本発明によりフレーム数を犠牲にせずに低流
速検出能を向上させることができるため、その診断能を
飛躍的に向上できる。
の実施形態を説明する。
ムで3次元画像を表示する超音波診断装置に関するもの
である。
層像)よりも臓器全体の構造を把握し易く、また異常部
位を見逃す頻度も低く、診断能に優れていることが基礎
的な研究から明らかになりつつある。3次元画像を表示
するためには少なくとも超音波分解能(ビーム幅)の1
/2以下の走査ピッチで3次元空間を走査しなくてはな
らない。しかし、従来から知られているパルス反射法は
最深部からの超音波が受信された後に次の送信パルスを
放射するものとなっており、いかに電子走査法が高速で
あるとは言っても走査数の多い3次元走査では1枚の画
像を構成するために要する時間が音速、走査数および観
察深度によって制約される。このため3次元画像のリア
ルタイム表示は不可能であった。
型の超音波診断装置による並列同時受信法が開発され
た。この並列同時受信法は図5に示すように送信超音波
ビームを拡散させて送信し、受信時においては並列に設
けられた複数系統の遅延回路(同図では受信遅延回路
A,Bの2系統)によって受信指向性を決定することに
より、複数方向の送受信を同時に行うものであり、この
ような並列同時受信法によればフレーム数を改善でき
る。とくに最近では受信遅延回路のデジタル化によっ
て、タイムシェアリング技術による整相加算法を用いる
ことができ、ハードウェアを増やすことなく4方向の並
列同時受信を行うことが可能となった。
る毎秒30フレーム以上の3次元動画像表示を実現する
ためには、更に4〜8倍のフレーム数の改善が必要とな
る。
部位(より具体的には「深さ」)を限定して画像を得る
場合に、そのフレーム数を大幅に改善可能とするような
走査(ここでは、仮に「ゲート交互走査法」と称する)
を実現した点にある。
カラー(パワー)ドップラ断層像表示において有効であ
るが、特にゲート交互走査法は3次元走査のように一枚
の画像を得るために多くの走査を必要とする場合に有効
である。ただし、ここでは説明を容易にするため、ゲー
ト交互走査法をセクタ電子走査型の装置による2次元画
像の撮影に適用した場合について説明する。
はその周辺部の形状や運動機能を診断する場合を例にと
って、ゲート交互走査法の原理を説明する。
ムを送受信し、左心房と左心室の境界にある僧坊弁およ
びその周辺の画像を観察する様子を模式的に示してい
る。ここで、図1(b)に示すように深さ方向に沿って
領域aから領域dまでの4つの領域を考えた場合、僧坊
弁およびその周辺の画像を得るためには、領域cからの
超音波信号が得られれば良い。なお、領域の数あるいは
領域の境界位置や画像化する間隔は任意であり、検者
(医師)などが仮設定を行って得られた画像を観察しな
がら再設定してもよいし、最初は従来の断層像で全体像
を大まかに観察したのち、その画像から最適な設定をす
ることも可能である。ただし、ここでは説明を簡単にす
るため各領域は等間隔とする。
隔は次のように設定する。すなわち、例えば図1(b)
においてプローブ先端から領域cの前端までの距離をS
1、後端までの距離をS2、ΔS=S2−S1、また生
体内の音速をVとすれば、ΔSの間の反射信号を受信す
るためには、後述する条件の下では送信パルス間隔Δt
を少なくとも2ΔS/V以上とすればよい。
る。ここで画像角度をθx度とした場合、この範囲をた
とえば4分割し、最初の走査では角度−θx/2の方向
(方向1)に超音波を送受信し、次の約Δt秒後には−
θx/4方向(方向2)に対して送受信を行う。さらに
2Δt秒後、そして3Δt秒後には、0度(方向3)、
+θx/4方向(方向4)に向け送受信を行った後、4
Δt秒後には−θx/2+Δθ方向(方向5)に、さら
に5Δt秒後、6Δt秒後・・・・には−θx/4+Δ
θ(方向6)、Δθ(方向7)・・・・の順序で送受信
方向を制御する。ただし、Δθは走査の最小ピッチであ
る。
てゲート交互走査法を説明する。
の走査法を示す図であり、まず走査方向1の方向で超音
波の送受信を行った後の4Δt秒後に、隣接した走査方
向である方向5に対して送受信を行う。さらに8Δt秒
後の走査方向は走査方向9のようになる(図1(b)参
照)。つまり、送信パルス間隔は最も深い領域dの後端
部からの反射信号を受信するまでは次の送信パルスは送
信できないため、少なくとも4Δt秒必要である。
走査法では、Δt秒間隔で走査方向1、走査方向2、走
査方向3に対して順次に超音波を送信した後、受信系の
指向性を走査方向1に設定して領域cからの反射信号の
みをΔt秒間受信し、さらに走査方向4に向けて送信を
行った後、受信系の指向性を走査方向2に設定して領域
cからの反射信号のみをΔt秒間受信する。このような
動作を繰り返すことによって領域cの走査を従来よりも
4倍のスピードで完了することができる。したがって画
像のフレーム数を4倍ほど改善することができる。
観察する場合においてゲート交互走査を行うと、例えば
走査方向1、走査方向5・・・・によって構成される画
像と、走査方向2、走査方向6・・・によって構成され
る画像とのつなぎ目が連続して表示されないという問題
が起こり得る。このため走査方向1と走査方向2はでき
るだけ接近していることが望ましい。
の走査方向のなす角度を十分に広くする必要がある。そ
うしなければ、送信ビーム同士若しくは受信ビーム同士
が、又は受信ビームと送信ビームとが互いに重なってし
まう。このような場合、例えば走査方向1による領域c
からの受信を行っている時に走査方向2による領域bか
らの受信波が受信され、混信が起こることにより画像上
にアーチファクトが現れてしまうという問題が起こり得
る。
避するため、送信及び受信での超音波ビーム幅をできる
だけ狭くしなくてはならない。ところで、従来では画像
のフレーム数を高めるために2〜4段の並列同時受信を
行う場合が多い。この技術はリアルタイム3次元画像表
示において必須の技術であるが、前述したように送信ビ
ームはビーム幅を拡散させるため、送信ビームにおける
ビームの重なり合いが特に問題となる。
みならず送信ビームについても十分にフォーカッシング
がなされた状態での走査を可能にする「並列同時送受信
法」を実現した点にある。
す図、図8は従来の並列同時受信法及び本発明に係る並
列同時送受信法における送信遅延時間を示す図である。
ここでも説明を簡単にするため、θ=0を中心とする2
段の並列同時(送)受信について述べる。
信法では、送信方向はθ=0、受信方向はθ=−θsと
θ=+θsであり、したがって送信時における振動子の
駆動パルスの遅延時間は振動子の位置によらず一定(τ
s0)である。これに対し、図8(b)に示すように本
発明の並列同時送受信法では、送信時の駆動パルスにも
受信時と同様に遅延時間τ−s,τ+sを、θ=−θs
とθ=+θsの方向に厳密に与える。
めに超音波ビームを集束させるべく送信および受信にて
集束用の遅延時間をさらに追加設定する必要があること
については既に述べたが、この集束用遅延時間の設定に
ついては説明を省略する。
列同時送受信法と組み合わせる場合は、次のように構成
すれば良い。すなわち、前述のゲート交互走査を行う際
に、走査方向1,2,3・・・・・の各々の方向を中心
に−θsと+θsの2方向にて送受信を行うように構成
する。たとえばθ=−θx/2を中心とした送受信では
θ=−θx/2−θsとθ=−θx/2+θsの方向で
並列同時送受信を行うようにする。
2つの構成例を説明する。
の第1の構成例について説明する。
を説明するための図である。
レート信号発生器40、送信遅延回路41、パルサ回路
42、振動子43が直列に接続されて成る。また、同図
(a)に、レート信号発生器40、送信遅延回路41、
パルサ42の各出力波形に基づくタイムチャートを示
す。
の構成例は、図9(b)に示すように、レート信号発生
器40と、並列同時送信系統数分(この実施形態では2
系統)の送信遅延回路(A44−1及びB44−2)
と、加算器45と、パルサ回路42とによって構成され
る。また、同図(b)に、レート信号発生器40、送信
遅延回路(A44−1及びB44−2)、加算器45、
パルサ回路42の各出力波形に基づくタイムチャートを
示す。
構成の動作を説明する。まずレート信号発生器40は、
従来と同様に超音波の送信繰り返し周期を決定するパル
スを発生する。上述したゲート交互走査においてはΔt
が、また従来の走査法では4Δtがこれに相当する。こ
の出力は2つの送信遅延回路(すなわち送信遅延回路A
44−1、送信遅延回路B44−2)に送られる。ここ
で送信遅延回路A44−1では送信パルスの指向性が−
θs方向になるような遅延時間τ−sをもったトリガパ
ルスが形成され、一方、送信遅延回路B44−2では送
信パルスの指向性が+θs方向になるような遅延時間τ
+sにさらに一定値Txが加算された遅延時間をもった
トリガパルスが形成される。これらの2つのトリガパル
スは加算器45にて合成(加算)され、パルサ回路42
にて図に示すようなインパルスが2つ合成されたダブル
パルスがつくられ、このパルスによって振動子43が駆
動されて超音波が発生する。
走査を行う際の送信指向性の変化にともなって変化する
が、そのいかなる場合であってもパルサ出力の2つのイ
ンパルスはそのリンギング応答を含めて重なり合うこと
がないように前記所定間隔Txの設定がなされる。例え
ば、通常のセクタ電子走査型の装置に用いられる遅延時
間は0〜10μsecであるためTxは20〜30μs
ec程度に設定すればよい。この走査法では各アレイ振
動子はそれぞれ約Tx離れた2つのパルスで駆動されて
2つの超音波パルスを放射するが、それぞれのチャンネ
ルのもつビーム偏向用の遅延時間τ−s、τ+sによっ
て、ある程度の深さ以降ではこれら2つの超音波パルス
は互いに分離される。
送信超音波は−θ方向にのみ強い指向性をもち、+θ方
向では無視できる程度に弱め合う。逆に、Tx秒後の第
2の駆動で放射された送信超音波は+θ方向にのみ強い
指向性をもち、−θ方向では弱め合う。
同時に振動子から放射される超音波によって、2つの方
向への同時送信が可能となる。一方、受信系では従来と
同様に−θ方向と+θ方向に指向性をもった受信回路を
もっているため各々の方向の受信信号を分離して受信す
ることが可能となる。なお、この方法では+θ方向から
の受信波は−θ方向からの受信波に対して常にTxだけ
遅れて受信されることになるため、画像として表示する
際にはその分を補正(すなわち+θ方向からの受信波を
Tx分早めて表示してやらなくてはならないが、技術的
には容易に実現可能である。
系の第2の構成例について説明する。
は、レート信号発生器40と、並列同時送信系統数分
(この実施形態では2系統)の送信遅延回路(A44−
1及びB4−2)と、各々の送信遅延回路に接続される
波形発生器(47−1及び47−2)と、デジタルの加
算器45と、D/A変換器46と、振動子駆動用リニア
アンプ48と、振動子43とによって構成されている。
また、同図に、レート信号発生器40、送信遅延回路
(A44−1及びB44−2)、波形発生器(47−1
及び47−22)、加算器45及びリニアアンプ48の
各出力波形に基づくタイムチャートを示す。
構成の動作を説明する。まず、レート信号発生器40は
超音波の送信繰り返し周期を決定するパルスを発生す
る。上述したゲート交互走査においてはΔtが、また従
来の走査法では4Δtがこれに相当する。レート信号発
生器40からの出力は、2つの送信遅延回路(すなわち
送信遅延回路A44−1、送信遅延回路B44−2)に
送られる。ここで送信遅延回路A44−1では、送信パ
ルスの指向性が−θ方向になるような遅延時間τ−sを
もった一連のトリガパルスが形成され、一方、送信遅延
回路B44−2では、送信パルスの指向性が+θ方向に
なるような遅延時間τ+sをもったトリガパルスが形成
される。
OM(Read Only Memory)で構成され
る波形発生器47−1,47−2に送られる。これら2
つのROMにはあらかじめ送信波形(例えば超音波中心
周波数と同じ周波数をもつ正弦波(1波)あるいはその
包絡線がガウシアンとなるような超音波中心周波数と同
じ周波数をもつ数波の正弦波など)がデータとしてあら
かじめ記憶されており、それぞれの読みだしのタイミン
グを決定するトリガパルスが前記送信遅延回路44から
供給される。なお、読み出しには中央の制御回路(図示
せず)から供給されるクロックパルスも必要となる。
2からの出力はデジタル加算器45にて合成(加算)さ
れた後、D/A変換器46にて駆動波形に変換される。
この駆動波形は振動子駆動用リニアアンプ48を介して
振動子43を駆動する。なお、タイミングチャートでは
波形発生器47および加算器45の各出力の波形が示さ
れているが、本来これらの構成部分はデジタル回路であ
るため、このような波形を実際観察することは不可能で
あるが、説明を容易にするために敢えてアナログ信号に
変換して示してある。また、波形発生器47や加算器4
5の演算プロセスの具体的な構成については、D/A変
換器出力あるいはアンプ出力が図に示したように遅延時
間の異なる2つの駆動波形が合成された形で得られれ
ば、どのように構成されていても良い。たとえば、加算
器45からの出力信号と同等のものを他の演算器によっ
て直接演算し発生させてもよい。本実施形態では2つの
合成された駆動波形によって、振動子43が駆動され超
音波が発生される。
タ走査を行う際の送信指向性の変化にともなって変化す
るため、2つの波形の位相が一致した場合にはその振幅
が2倍となる。したがってそれだけの振幅特性をもった
アンプの設計が必要となる。この走査法では各アレイ振
動子が2種類の送信駆動波形で同時に駆動されて超音波
パルスを放射するが、それぞれのもつビーム偏向用の遅
延時間τ−s、τ+sによってこれら超音波パルスは、
ある程度の深さ以降では分離される。一方、受信系でも
−θ方向と+θ方向に指向性をもった受信回路をもって
いるため各々の方向の受信信号を分離して受信すること
が可能となる。
係る第1の構成例および第2の構成例のいずれにおいて
も並列送受信方向は2方向としたが、これに限定される
ものではない。
場合、第1の構成例に係る送信系にうおては単位時間あ
たりの送信パルス数が並列段数分だけ増加(4方向の場
合は4倍増加)するし、また第2の構成例についても振
幅や波数が増加し送信エネルギーが同様に並列段数分だ
け増加する。このような場合においては、プローブの発
熱が問題になる。
ための最大の条件は良いS/Nを確保することであると
されている。そのためには、多くの超音波(音響)エネ
ルギーを体内に入れることが望ましい。しかしながらそ
の一方で、生体に対する安全規格が定められており、生
体内での音圧、あるいはプローブの生体との接触面の温
度を規格値以内に収めなくてはならない。このため従来
の装置ではその規格値を越えないように超音波エネルギ
ーを抑えて生体に対し放射するようにしている。
信法では、前者の音圧に関しては複数の独立した部位に
(方向に)送信を行うものであるためエネルギーが分散
し大きな問題とならないが、後者の接触面温度に関して
は、既に述べたように並列送信段数分だけ増加するため
対策が必要となる。
の1つに、空中放置時にプローブ内に蓄積される超音波
エネルギーがある。本来、医用の超音波プローブではそ
の放射面が生体に触れた時に生体内に超音波パルスが伝
搬する。そして、プローブ放射面が空気の場合は振動子
と空気の各々の音響インピーダンスの差が大きいため、
音波は空中には伝搬せずに振動子内部あるいはプローブ
内において多重反射を起こす。その際のエネルギーはプ
ローブ内部に蓄積される。
断では診断中よりも診断の合間、すなわちプローブを生
体から離した時に大きな発熱をしていることになる。
すブロック図である。同図に示すように、かかる構成は
検波回路9に対しゲート回路25が接続され、このゲー
ト回路25に対し積分回路26、比較器27、電圧制御
回路28が直列に接続されて成る。
チャートである。同図(a)はレートパルスを示し、そ
の立ち上がりのタイミングで送信パルスが放射される。
同図(b)はプローブが生体面に接触しているときの受
信信号(検波後の信号)を示し、1レート区間の間にお
いて生体内からの反射信号が長時間に亘り受信される。
これに対し同図(e)はプローブが空気負荷になってい
るときの反射信号を示し、プローブ内での多重反射によ
る信号が送信パルス放射の直後に見られるが、それ以降
受信信号は得られなくなる。これらの受信信号の特徴の
違いを判定してやればプローブが生体に触れているか否
かを自動的に判定することが可能となる。
12に示したタイムチャートを参照して発熱対策に関す
る装置の動作について説明する。
来のものと同様に対数増幅器8、検波回路9を介した
後、ゲート回路25においてその一部が切り出され、さ
らにゲート回路25からの出力は積分回路26によって
積分される。例えば図12(c)あるいは(f)に示す
ように、ゲート回路25はレートパルスの立ち上がりか
らt0後に開き、t1後に閉じる。この間の受信信号は
切り出されて積分器26にて積分される。プローブが生
体に接触している場合の受信信号(図12(b))は空
気負荷時と比較してt0−t1区間の振幅が顕著に大き
いゆえ、積分器出力も図12(d)及び(g)から明ら
かなように生体接触時の方が大きい。
器の出力をあらかじめ定めた判断レベルと比較して大き
ければプローブは生体に接触している(すなわち診察
中)と判断し、パルサ3の電圧をそのままの状態にして
超音波の送信を継続する。逆に、積分器出力が判断レベ
ルと比較して小さければプローブは空気負荷になってい
ると判断し、電圧制御回路28によりパルサ3の電圧を
所定のレベルまで下げる。この場合、画像が全く見えな
くなるレベルまで下げるよりは多少画像が観察できる程
度で、しかも発熱が規格値を大幅に下回るような適当な
電圧値(V0)を選んでやればよい。
ーブが生体に接触しているか否かを受信信号に基づいて
判断するようにしたがその他の方法であっても良い。例
えば、プローブに被検者(患者)の体や検者(医師や技
師)の手が触れているか否かを検出するようにしてもよ
く、あるいは、例えば静電気センサや赤外線検出センサ
等をプローブに内蔵し、センサによってこれを検出する
ように構成しても良い。
るセクタ電子走査型の超音波診断装置の具体的な構成及
びその動作について説明する。
内の特定部位の画像を得る場合にその走査数を大幅に増
加可能であり、特に3次元走査のように一枚の画像を得
るために多くの走査を必要とする場合、フレーム数を大
幅に改善できる。このようなゲート交互走査及び並列同
時送受信法を適用すれば、超音波診断装置によるリアル
タイムの3次元表示が可能となる。
送受信し、左心房と左心室の境界にある僧坊弁およびそ
の周辺の画像を観察しようとする場合、診断する深さを
領域aから領域dまで4つの領域に分割すると領域cか
らの超音波信号が得られれば上記の目的は達成される。
ただしここでは説明を簡単にするため各領域は等間隔と
する。
ついて述べる。例えば図1においてプローブ先端から領
域cの前端までの距離をS1、後端までの距離をS2、
ΔS=S2−S1、また生体内の音速をV0とすれば、
ΔSの間の反射信号を受信するには後述する条件の下で
は少なくとも送信パルス間隔Δtは2ΔS/V0以上あ
ればよい。
る。僧坊弁近辺(プローブから50mmとする)におけ
る走査範囲をX方向、Y方向のいずれとも70mmとす
る。ただしXY平面は図15に示すように超音波ビーム
の送受信方向(Z方向)に対してほぼ直角の方向に設定
する。この70mm×70mmの領域を3次元走査する
時の走査ピッチは、走査する送受信の超音波ビーム幅
(分解能)より小さくなくてはならない。ここでは超音
波のビーム幅を3mmとしX方向およびY方向の走査ピ
ッチは前記ビーム幅の半分の1.5mmとする。したが
ってX方向、Y方向のそれぞれの走査数は48となり、
総走査数は2304回となる。
に用いられるスパースアレイ振動子の仕様については後
述する。この時の距離50mmにおける走査領域(X−
Y平面)を図13に示す。その走査領域は48×48の
微小領域から構成されており、さらにX方向に2領域、
Y方向に2領域合計4領域(図中a,b,c,d)が1
つにまとめられ中領域が形成される。すなわち前記23
04の微小領域は4分の1の1〜576の中領域にグル
ーピングされ、グルーピングされた各々の4つの微小領
域においてすでに述べた並列同時送受信を行う。
た方法によって微小領域a〜dの中心に指向性が一致す
るように、超音波プローブを構成する2次元アレイ振動
子が駆動される。受信においても全く同様に2次元アレ
イの各振動子で受信された受信信号に対し、受信指向性
が前記微小領域a〜dの中心位置に一致するように4種
類の所定の遅延時間が与えられ、それぞれが合成され
る。なお、遅延時間の制御によって走査を行うことは従
来の超音波診断装置と同様であるが、2次元アレイ振動
子ではその駆動信号の遅延時間を制御することによって
超音波ビームを2次元的に偏向させることが可能となる
ことは既に広く知られていることであり、その詳細な説
明は省略する。
ついて以下に述べる。ここではゲート交互走査の段数を
4段とする。すなわち中領域1〜576に対する送信パ
ルスは、順次1,2,3,4,・・・・576に向けて
Δt間隔(Δtについては図6を参照のこと)で放射さ
れる。一方、受信については、1,2,3,・・・57
6の方向に受信指向性を順次変化させ、送信よりも2Δ
t秒遅れであってかつΔt間隔で受信が行われる。ある
いは生体の動きが速いため中領域12と13の間で画像
のずれが生ずるような場合には、送受信の順番を1,
2,3,4,13,14・・22、5,6,8,14・
・のようにしてもよく、その順番に関しては限定されな
い。
次元アレイについて説明する。図15は縦10mm、横
10mmの中に0.32mm間隔で31×31の振動素
子が配列されてなる2次元アレイ振動子を示す図であ
る。超音波の中心周波数は2.5MHzとする。前記振
動素子のピッチは、既に述べた距離50mmで70mm
×70mmのX−Y平面を走査する場合に、端部を走査
してもグレーティングローブが生じないという条件に基
づいて設定されている。ここで、合計961素子のそれ
ぞれに従来の超音波診断装置のように送受信回路を対応
させれば、極めて大規模の回路構成となってしまうた
め、すべての振動素子を用いずに選択的に使用するいわ
ゆるスパースアレイ方式が採用されている。
本の振動子を用いた場合の各々の振動子の配置法につい
て示したものであり、送信振動子はX方向、Y方向とも
1つ間隔で11×11の振動子を中心に配列し、一方、
受信振動子はX方向、Y方向とも2つ間隔で同じく11
×11の振動子をその中心が送信振動子群の中心とほぼ
一致するように配置する。この配置法については、送受
での総合音場において画像のSN劣化あるいはアーチフ
ァクト発生の原因となるサイドローブやグレーティング
ローブがあまり生じないような配置がなされている。ま
た、送信の口径が受信よりも小さくなっているのは、受
信ダイナミック集束時に送信集束はやや弱めの方が望ま
しいため、あるいは肋骨間から超音波ビームを入射させ
るような場合には送信口径が大きい場合、プローブと肋
骨との間で多重反射が生じ、プローブ近傍にアーチファ
クトが表示され易いためである。
であり、サイドローブレベルは極めて小さく、十分実用
可能な特性である。このときの走査面X−YでのX方向
の超音波のビーム幅ΔXは、ΔX=λR/Dによって表
される(あるいはY方向のビーム幅ΔYも同様であ
る)。ただし、λは超音波波長であり2.5MHzの場
合には0.6mm、Rは走査面のプローブからの距離、
Dは振動子配列の全長(口径)であり、この場合、それ
ぞれ50mm、10mmであるからΔXは3mmとな
る。したがって既述の走査面での走査ピッチがΔXの1
/2の1.5mmは妥当な値であることがわかる。な
お、送受信はΔt間隔でその指向性を変えながら行う
が、その各々の送受信において並列同時送受信が行われ
ることにより、2304方向の走査を短時間のうちに行
うことができる。
に4分割した場合の各領域の厚みΔSを20mm、音速
を1500m/sとすれば、生体内での残響(多重ほ
か)を考慮し多少余裕を持たせたとしても送信間隔Δt
は50μsecほどあればよい。したがって、中領域の
576の部分において送信および受信を行うのに要する
時間は約30msecとなり、毎秒表示可能な画像枚数
(フレーム数)は35フレームとなる。すなわち、本発
明のゲート交互走査法と並列同時受信方式の採用により
画素数2304からなる3次元画像を毎秒35フレーム
のレートでリアルタイム画像として表示できる。
信法を採用したリアルタイム3次元超音波診断装置のよ
り具体的な仕様を表1に示す。この仕様において、送信
及び受信チャンネル数はそれぞれ121としてあり、こ
れは現行の超音波診断装置の送受信チャンネル数128
とほぼ同程度である。
子および初段増幅器、ケーブル、本体の送受信回路部等
の構成について説明する。図14に示したようにスパー
スアレイの2次元アレイ振動子には、(1)送受信で共
通に使用される振動子、(2)送信でのみ使用される振
動子、(3)受信でのみ使用される振動子、(4)使用
されない振動子の4種類がある。
る送受信回路の構成を示しており、図17(b)は1対
の送信および受信振動子に接続される送受信回路の構成
を示している。
サ51−1からの振動子駆動信号をケーブル58−1、
さらにダイオード154を介して入力する。このとき、
本体側のプリアンプ53−1はリミッタ回路52−1に
よって保護され、またプローブ内のインピーダンス変換
器(バッファアンプ)56−1もダイオード2(55)
とダイオード3(57−1)によって保護される。
らの微小な受信信号は、バイアス電圧によって導通状態
になっているダイオード2(55)を通過し、されにイ
ンピーダンス変換器56−1によって低出力インピーダ
ンスにて出力され、ダイオード3(57−1)、ケーブ
ル58−1、リミッタ回路52−1を介して本体内のプ
リアンプ53−1に供給される。
のパルサ51−2からの振動子駆動信号がケーブル58
−2を介して直接供給される。このとき、本体側のプリ
アンプ53−2はリミッタ回路52−2によって保護さ
れ、また受信用振動子50−3に接続されたプローブ内
のインピーダンス変換器(バッファアンプ)56−2は
ダイオード3(57−2)によって保護される。
50−2と対になるように予め設定された受信用振動子
50−3からの微小な受信信号は、直接インピーダンス
変換器56−2によって低出力インピーダンスにて出力
され、ダイオード3(57−2)、ケーブル58−2、
リミッタ回路52−2を介して本体内のプリアンプ53
−2に供給される。
さくなると、振動子の電気的インピーダンスは高くな
る、このため振動子をケーブルに直接接続すると周波数
特性や利得が著しく劣化する。したがって本実施形態の
ようにプローブの中にインピーダンス変換器を収納し、
受信信号の出力インピーダンスを低くしてケーブルに出
力することが重要となる。この実施形態のように送受信
信号が一対にまとめられていることにより、たとえ送信
と受信の振動子が異なっていても信号ケーブル本数は従
来並の121本にすることができ、操作性にすぐれた2
次元アレイプローブを実現することができる。
超音波診断装置をベースにする場合であっても、3次元
表示用のソフトウェア及びハードウェアや、超音波送受
信の遅延時間制御用ソフトの追加はあるものの、大幅な
回路の変更は必要なく、従来の超音波診断装置とほぼ同
程度の回路規模及び価格によってリアルタイム3次元表
示能を有する超音波診断装置を実現することができる。
しかも、従来の超音波診断装置による断層像表示との両
立性も確保できる。つまり、新しい2次元アレイプロー
ブを装着することによって新しい3次元画像のみなら
ず、従来の2次元画像も同一のプローブで得られる。ま
た、このとき得られる2次元画像と3次元画像とを組み
合わせて表示させることも可能である。また、2次元画
像のみを得る場合には装置本体は同一のものを使用し、
専用のプローブを装着すればSN比と分解能に優れた画
像を得ることもできる。さらに、探触子形状を従来プロ
ーブに対し大幅に変更させる必要が無いため操作性にも
優れたプローブを実現することができる。
な動きの速い臓器を観察する場合について説明したが、
腹部や産科などの3次元表示においても本発明は有効で
ある。この場合、フレーム数は心臓用の半分(毎秒15
フレーム)とすれば十分であり、ゲート交互走査法の
み、あるいは並列同時送受信法のみを用いるように構成
しても良い。このような構成であっても臨床サイドから
要求される性能を満たす場合がある。
リアルタイム三次元超音波診断装置における3次元画像
の表示方法に関する。
中に円錐形の突起物があるようなモデル(ファントム)
を用いて3次元表示を行う場合について説明する。
画像データが装置内のメモリ回路に記憶される。したが
って、メモリ回路に記憶された3次元の画像データの再
構成の仕方によって、観察方向を自由に設定して3次元
表示を行うことが可能となる。
空間の中の被観察物(例えば心臓)を表示させるために
は、カッティングプレーンを設定してやる必要がある。
図18(a),(b),(c)はそれぞれ前方のカッテ
ィングプレーンの位置を変え、しかも観察方向を斜め上
方にして再構成した3次元画像をそれぞれ模式的に示し
ている。これらカッティングプレーンの位置は、データ
収集時にゲート回路のデータ収集開始時(例えば図1の
領域cの前端)に設定してもよいが、データを取り込ん
だ後に観測者からの指示に従って新たに設定するように
してもよい。
に応じて観測者が自由に、しかもほぼリアルタイムで設
定が可能である。また図18では斜め上方からの観測に
ついて示したが真上からの観測が診断に好適な場合もあ
り、このような場合にも容易に対応可能である。さら
に、カッティングプレーンは水平である必要はなく、任
意の方向、又は任意の角度でその面を設定することも可
能である。さらに、図19に示すように、カッティング
プレーンを前端と後端とにそれぞれ設定してやれば、上
方(あるいは斜め上方)から観測した3次元画像と下方
(あるいは図のように斜め下方)から観測した3次元画
像とを同時に観察することも可能である。
ため、リアルタイム表示を行う関心領域の大きさを従来
よりも小さくする場合がある。この場合、関心領域を決
定するためのオリエンテーリングが困難な場合が考えら
れる。この様な場合には同一のプローブを用い、走査間
隔を本検査時より粗くした事前の走査によってまず全体
像をとらえた上で、高画質な3次元画像を得る領域を決
定するか、あるいは図20に示すように同一の2次元ア
レイプローブを用いて、まず従来の断層像を観測して、
関心領域の位置を確認した後に3次元モードに移行させ
れば良い。
ドップラにおける低流速検出能の改善を図った超音波診
断装置に関する。
血管では血流速が遅く血管壁や血管周辺の臓器からの信
号(クラッタ信号)との流速差が顕著とはならないた
め、両者のスペクトルを確実に分離するためには周波数
分解能の優れたMTIフィルタが要求される。この周波
数分解能はデータ数(すなわち同一方向の走査回数)に
比例し、例えば走査回数が2倍になればフィルタの肩特
性が2倍急峻となる。
態の診断を行おうとする場合、冠状動脈の走行している
所定の範囲での診断部位の観察が行えれば良いからゲー
ト交互走査法が適用できる。すなわち、ゲート交互走査
法によれば所定の領域において単位時間あたりの走査回
数を従来より2〜4倍増加することができるため、画像
のフレーム数を犠牲にすることなくフィルタの周波数分
解能を改善することができ、低流速検出能を飛躍的に改
善できる。
信ビームの集束については特に触れなかったが、送信時
においては観測部位(例えば図1では領域c)に集束点
を設定し、また受信時においては従来の超音波診断装置
と同様に、いわゆるダイナミック集束法を適用すること
が望ましい。
時送受信法、さらにはプローブの発熱低減法は、目的に
応じて各々独立に用いてもよい。例えばプローブ発熱の
問題は従来の超音波断層像を得る装置においても既に顕
在化している問題であり、本発明を用いることによって
改善することができる。
れず種々変形して実施可能である。
装置によれば、所定の制限された領域からの超音波画像
を得ることにより、回路規模を増大することなく単位時
間当たりの走査回数を大幅に増加させることができる。
このため、特に1枚の画像を得るために多くの走査を必
要とする3次元画像表示や、低流速検出能に基づくカラ
ードップラ表示等におけるリアルタイム表示を比較的容
易に実現可能となる。
度を確保したままで同一部位を2倍から4倍程度多く走
査することができるため、血流の低速度検出能が飛躍的
に向上し、これまで困難とされていた冠状動脈末端にお
ける血流観測などが可能になる。しかも、本発明の超音
波診断装置は従来構成の装置を大幅に変更することなく
実現できる。
機能を診断する場合の走査法を説明するための図。
を示すブロック図。
断面図。
を示すグラフ。
ミングチャート。
図。
す図。
示す図。
図。
チャート。
域を示す図。
図。
び初段増幅器、ケーブル、本体の送受信回路部等の構成
を示すブロック図。
なモデル(ファントム)を用いて3次元表示を行う場合
の説明図。
ぞれ設定した場合の3次元画像を示す図。
2次元及び3次元の走査領域を示す図。
Claims (19)
- 【請求項1】 配列された複数個の超音波振動子から構
成され、超音波ビームの送信及びその反射波の受信を行
うための超音波プローブと、 所定の方向間隔で順次に方向を変えながら超音波ビーム
を送信する送信手段と、 特定の深さ領域からの反射波が前記超音波振動子に到達
する期間においてのみ、当該反射波の元となる送信超音
波ビームとほぼ同一の方向に受信指向性を設定して受信
信号を得る受信手段と、 前記受信手段から得られた受信信号を信号処理して超音
波診断画像を生成する生成手段と、 前記超音波診断画像を表示する表示手段と、 を具備することを特徴とする超音波診断装置。 - 【請求項2】 前記送信手段は、第1の超音波ビームの
送信によって生ずる反射波の全てが前記超音波振動子に
到達する以前に、第2の超音波ビームの送信を行うこと
を特徴とする請求項1に記載の超音波診断装置。 - 【請求項3】 前記送信手段により送信される超音波ビ
ームの方向間隔は、当該超音波ビームの幅よりも広くす
ることを特徴とする請求項1又は2に記載の超音波診断
装置。 - 【請求項4】 前記送信手段により送信される超音波ビ
ームの方向間隔は、当該超音波ビームの受信ビームの幅
よりも広くすることを特徴とする請求項1又は2又は3
に記載の超音波診断装置。 - 【請求項5】 前記超音波振動子は2次元に配列されて
成り、前記送信手段により3次元空間の走査が行われる
とともに、 前記受信手段は、特定の深さの3次元領域からの反射波
が前記超音波振動子に到達する期間においてのみ、当該
反射波の元となる送信超音波ビームとほぼ同一の方向に
受信指向性を設定して受信信号を得ることを特徴とする
請求項1乃至4のいずれか一項に記載の超音波診断装
置。 - 【請求項6】 前記2次元に配列された超音波振動子の
うち、複数の振動子から構成される振動子群が、送信及
び受信兼用の振動子又は送信専用の振動子又は受信専用
の振動子のいずれかとして用いられることを特徴とする
請求項5に記載の超音波診断装置。 - 【請求項7】 前記送信専用の振動子群は、前記受信専
用の振動子群よりも前記2次元配列の中心部よりに設け
られることを特徴とする請求項6に記載の超音波診断装
置。 - 【請求項8】 前記反射波に含まれるドップラ信号を検
出する検出手段をさらに具備し、 前記生成手段は前記検出手段により検出されたドップラ
信号に基づく超音波ドップラ画像を生成すると共に、前
記表示手段は当該超音波ドップラ画像を表示することを
特徴とする請求項1乃至7のいずれか一項に記載の超音
波診断装置。 - 【請求項9】 配列された複数個の超音波振動子から構
成され、超音波ビームの送信及びその反射波の受信を行
うための超音波プローブと、 所定の方向間隔で順次に方向を変えながら、少なくとも
2方向への超音波ビームをほぼ同時に送信する送信手段
と、 前記超音波振動子により受波された前記超音波ビームの
反射波に基づく受信信号を得る受信手段と、 前記受信手段から得られた受信信号を信号処理して超音
波診断画像を生成する生成手段と、 前記超音波診断画像を表示する表示手段と、 を具備することを特徴とする超音波診断装置。 - 【請求項10】 前記送信手段は、レート信号を発生す
るレート信号発生手段と、 前記レート信号に対し各々が異なる遅延時間を与える、
少なくとも2つの送信遅延手段と、 前記各々の送信遅延手段からのレート信号を加算して出
力する加算手段と、 前記加算手段の出力に基づいて駆動パルスを形成し、当
該駆動パルスを印加することによって前記超音波振動子
を駆動する駆動手段と、 によって構成されることを特徴とする請求項9に記載の
超音波診断装置。 - 【請求項11】 前記送信手段は、 レート信号を発生するレート信号発生手段と、 前記レート信号に対し各々が異なる遅延時間を与える、
少なくとも2つの送信遅延手段と、 前記送信遅延手段に対応して設けられ、各々の送信遅延
手段からのレート信号を読み出しタイミングとする所定
のディジタル波形データを記憶する記憶手段と、 前記記憶手段から読み出された各々のディジタル波形デ
ータを加算演算するディジタル加算手段と、 前記ディジタル加算手段からの出力をディジタル信号か
らアナログ信号に変換する変換手段と、 前記変換手段からのアナログ信号を増幅する増幅手段と
によって構成されることを特徴とする請求項9に記載の
超音波診断装置。 - 【請求項12】 前記受信手段は、前記送信手段により
送信された少なくとも2方向への超音波ビームの反射波
に基づく受信信号を同時に得ることを特徴とする請求項
9又は10又は11のいずれか一項に記載の超音波診断
装置。 - 【請求項13】 前記送信手段は、3次元空間の少なく
とも2方向への超音波ビームをほぼ同時に送信すること
を特徴とする請求項9乃至12のいずれか一項に記載の
超音波診断装置。 - 【請求項14】 配列された複数個の超音波振動子から
構成され、超音波ビームの送信及びその反射波の受信を
行うための超音波プローブと、所定の方向間隔で順次に
方向を変えながら超音波ビームを送信する送信手段と、
前記超音波振動子により受波された前記超音波ビームの
反射波に基づく受信信号を得る受信手段と、前記受信手
段から得られた受信信号を信号処理して超音波診断画像
を生成する生成手段と、前記超音波診断画像を表示する
表示手段とを具備する超音波診断装置において、 前記超音波振動子を駆動するレートパルスの立ち上がり
時点からの一定期間を除く特定の期間において前記反射
波が継続的に得られているか否かを判定する判定手段
と、 前記判定手段の判定結果に基づいて前記超音波振動子の
駆動電圧を制御する電圧制御手段と、 を具備することを特徴とする超音波診断装置。 - 【請求項15】 配列された複数個の超音波振動子から
構成され、超音波ビームの送信及びその反射波の受信を
行うための超音波プローブと、所定の方向間隔で順次に
方向を変えながら超音波ビームを送信する送信手段と、
前記超音波振動子により受波された前記超音波ビームの
反射波に基づく受信信号を得る受信手段と、前記受信手
段から得られた受信信号を信号処理して超音波診断画像
を生成する生成手段と、前記超音波診断画像を表示する
表示手段とを具備する超音波診断装置において、 前記超音波プローブに生体の一部が接触しているか否か
を検出する検出手段と、 前記検出手段の検出結果に基づいて前記超音波振動子の
駆動電圧を制御する電圧制御手段と、 を具備することを特徴とする超音波診断装置。 - 【請求項16】 前記検出手段は、赤外線を検出する手
段により構成されることを特徴とする請求項15に記載
の超音波診断装置。 - 【請求項17】 前記検出手段は、静電気を検出する手
段により構成されることを特徴とする請求項15記載の
超音波診断装置。 - 【請求項18】 2次元に配列された複数個の超音波振
動子から構成され、超音波ビームの送信及びその反射波
の受信を行うための超音波プローブと、所定の方向間隔
で順次に方向を変えながら超音波ビームを送信する送信
手段と、前記超音波振動子により受波された前記超音波
ビームの反射波に基づく受信信号を得る受信手段と、前
記受信手段から得られた受信信号を信号処理して超音波
診断画像を生成する生成手段と、前記超音波診断画像を
表示する表示手段とを具備する超音波診断装置におい
て、 前記送信手段は、少なくとも複数の方向に対する超音波
ビームをほぼ同時に送信し、 前記受信手段は、前記送信手段によりほぼ同時に送信さ
れた複数の方向に対する超音波ビームの反射波を、これ
ら超音波ビームと指向性を同一に設定してほぼ同時に受
信するとともに、特定の深さの3次元領域からの反射波
に基づく受信信号のみを得ることを特徴とする超音波診
断装置。 - 【請求項19】 前記受信手段により得られた受信信号
に基づき、任意の視線方向又は角度から見た3次元画像
を再構成する画像再構成手段と、 前記3次元画像上にカッティングプレーンを設定する設
定手段と、 前記カッティングプレーンに従って前記画像再構成手段
が再構成する3次元画像の領域を可変とする手段と、 を具備することを特徴とする請求項18に記載の超音波
診断装置。
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