JPH11221217A - 超音波診断装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【課題】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。 【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

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、被検体に超音波を
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。

【０００２】

【従来の技術】超音波パルスを被検体内に放射し、各組
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。

【０００３】図２は従来例に係るセクタ電子走査型の超
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。

【０００４】 τｆ（ｍ）＝ｄ^２｛（Ｍ−１）^２−（２ｍ−Ｍ−１）^２｝／８ＶＦ０ τｓ（ｍ）＝（ｍ−１）ｄsin θ０／Ｖ …（１） ただし、ｄは振動子配列間隔、Ｖは生体内音速、Ｆ０は
焦点距離、θ０は偏向角である。

【０００５】このパルサ３では、超音波振動子４を駆動
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。

【０００６】超音波振動子４から生体内に放射された超
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。

【０００７】また、加算器７からの他の出力は２つの直
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。

【０００８】ドップラ信号を算出するためには同一部位
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。

【０００９】超音波血流イメージング法において表示さ
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。

【００１０】ところで、直交位相検波回路を構成するミ
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。

【００１１】ドップラ信号とクラッタ信号はパルス繰返
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。

【００１２】次に、従来の超音波プローブについて述べ
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。

【００１３】整合層３２は生体と振動子３０との音響的
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。

【００１４】このように振動子が１次元的に配列された
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。

【００１５】

【発明が解決しようとする課題】ところで、フィルタ処
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。

【００１６】しかしながら、データ数を増やすことと、
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。

【００１７】また最近では、１次元アレイを機械的に移
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。

【００１８】ここで、前者すなわち１次元アレイを機械
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。

【００１９】本発明は上述した事情を考慮してなされた
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。

【００２０】

【課題を解決するための手段】上記課題を解決し目的を
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。

【００２１】（１）本発明の超音波診断装置は、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。

【００２２】かかる構成によると、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。

【００２３】（２）本発明の超音波診断装置は、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。

【００２４】かかる構成によると、送信超音波ビームの
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。

【００２５】（３）本発明の超音波診断装置は、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。

【００２６】かかる構成によれば、プローブが空中負荷
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。

【００２７】（４）本発明の超音波診断装置は、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。

【００２８】かかる構成によれば、従来不可能とされて
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。

【００２９】また、従来では不可能であった心臓の冠状
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。

【００３０】

【発明の実施の形態】以下、図面を参照しながら本発明
の実施形態を説明する。

【００３１】（第１実施形態）本実施形態はリアルタイ
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。

【００３２】近年、３次元画像は２次元画像（例えば断
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。

【００３３】このような問題を解決するため、電子走査
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。

【００３４】しかしながら、心臓などの診断で要求され
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。

【００３５】本発明は第１のポイントは、体内の所定の
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。

【００３６】かかるゲート交互走査法は、２次元画像の
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。

【００３７】先ずは、図１に示した心臓の僧坊弁あるい
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。

【００３８】図１（ａ）は肋骨の間において超音波ビー
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。

【００３９】ゲート交互走査法における送信パルスの間
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。

【００４０】次に、超音波の送受信方向について説明す
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。

【００４１】次に、図６に示すタイムチャートを参照し
てゲート交互走査法を説明する。

【００４２】図６（ａ）は２次元画像を得る場合の従来
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。

【００４３】これに対し、図６（ｂ）に示すゲート交互
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。

【００４４】ところで、心臓のように動きの早い臓器を
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。

【００４５】一方、超音波のビーム幅に対して上記２つ
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。

【００４６】このような２つの相反する問題を同時に回
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。

【００４７】本発明の第２のポイントは、受信ビームの
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。

【００４８】図７は本発明に係る並列同時送受信法を示
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。

【００４９】図８（ａ）に示すように従来の並列同時受
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。

【００５０】なお、実際の装置では分解能を向上するた
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。

【００５１】ここで、先に述べたゲート交互走査法と並
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。

【００５２】次に、並列同時送受信方法の送信系に関る
２つの構成例を説明する。

【００５３】先ず、本発明の並列同時送受信法の送信系
の第１の構成例について説明する。

【００５４】図９は従来の送信系及び上記第１の構成例
を説明するための図である。

【００５５】従来の送信系は、図９（ａ）に示すように
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。

【００５６】本発明の並列同時送受信法の送信系の第１
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。

【００５７】このタイムチャートにより送信系の第１の
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。

【００５８】上記遅延時間τ−ｓおよびτ＋ｓはセクタ
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
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。

【００５９】たとえば、最初の駆動によって放射された
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。

【００６０】このようにして間隔Ｔｘの差をもってほぼ
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。

【００６１】つぎに、本発明の並列同時送受信法の送信
系の第２の構成例について説明する。

【００６２】図１０に示すように、この第２の構成例
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。

【００６３】このタイムチャートにより送信系の第２の
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。

【００６４】これらの２つのトリガパルスはたとえばＲ
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。

【００６５】波形発生器４７−１、波形発生器Ｂ４７−
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。

【００６６】前記遅延時間τ−ｓおよびτ＋ｓは、セク
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。

【００６７】なお、上述した並列同時送受信の送信系に
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。

【００６８】ところで、前述の並列同時送受信を行った
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。

【００６９】一般に、超音波診断装置では高画質を得る
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。

【００７０】本発明の並列同時送受信時における並列送
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。

【００７１】プローブ先端部における発熱の大きな要因
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。

【００７２】このようなメカニズムを考えると超音波診
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。

【００７３】図１１は発熱対策を講じた場合の構成を示
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。

【００７４】図１２は発熱対策の原理を示すタイミング
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。

【００７５】つぎに、図１１に示したブロック図及び図
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。

【００７６】加算回路７から出力された受信信号は、従
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。

【００７７】したがって、比較器２７においてこの積分
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。

【００７８】上記方法では、超音波の反射信号からプロ
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。

【００７９】次に、リアルタイムで３次元画像を表示す
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。

【００８０】既に述べたゲート交互走査法によれば、体
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。

【００８１】図１に示したように肋間を介して超音波を
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。

【００８２】次に、本装置における送信パルスの間隔に
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。

【００８３】次に、超音波の送受信方向について述べ
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。

【００８４】なお、このようなビーム幅を実現するため
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。

【００８５】この時送信ビームは図９又は図１０に示し
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。

【００８６】次に、ゲート交互走査法を適用する場合に
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。

【００８７】次に、このような３次元走査を実現する２
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。

【００８８】図１４は、送信および受信において１２１
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。

【００８９】図１６は送受総合の指向特性を示すグラフ
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。

【００９０】次にフレーム数について述べる。深さ方向
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。

【００９１】本発明のゲート交互走査法と並列同時送受
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。

【００９２】

【表１】

【００９３】ここで、図１７を参照してプローブ内振動
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。

【００９４】図１７（ａ）は送受信用振動子に接続され
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。

【００９５】送受信兼用振動子５０−１は本体側のパル
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。

【００９６】一方、受信時においては振動子５０−１か
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。

【００９７】一対の送信用振動子５０−２には、本体側
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。

【００９８】一方、受信時においては前記送信用振動子
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。

【００９９】２次元アレイのように振動素子の面積が小
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。

【０１００】以上説明した本実施形態によれば、現行の
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。

【０１０１】なお上記実施形態においては、心臓のよう
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。

【０１０２】（第２実施形態）第２の実施形態は、上記
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。

【０１０３】ここでは図１８に示すように中空の球殻の
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。

【０１０４】既に述べた３次元走査によって、３次元の
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。

【０１０５】図１８に示すモデルのように、閉じられた
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。

【０１０６】またカッティングプレーンの位置は、必要
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。

【０１０７】なお、リアルタイム性と分解能を確保する
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。

【０１０８】（第３実施形態）第３実施形態は、カラー
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。

【０１０９】既に述べたように、冠状動脈あるいは腹部
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。

【０１１０】心臓の冠状動脈の血流計測に基づく虚血状
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。

【０１１１】なお、以上説明した実施形態において送受
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。

【０１１２】また、上述したゲート交互走査法や並列同
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。

【０１１３】また、本発明は上述した実施形態に限定さ
れず種々変形して実施可能である。

【０１１４】

【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、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。

【０１１５】また、同一のフレーム数と同一の走査線密
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。

【図面の簡単な説明】

【図１】心臓の僧坊弁あるいはその周辺部の形状や運動
機能を診断する場合の走査法を説明するための図。

【図２】セクタ電子走査型の超音波診断装置の概略構成
を示すブロック図。

【図３】リニアアレイ超音波プローブの構成を示す斜視
断面図。

【図４】ドップラ信号およびクラッタ信号のスペクトル
を示すグラフ。

【図５】並列同時受信法を示す図。

【図６】ゲート交互走査法の原理を説明するためのタイ
ミングチャート。

【図７】並列同時送受信法を示す図。

【図８】並列同時送受信法における送信遅延時間を示す
図。

【図９】並列同時送受信法の送信系の第１の構成例を示
す図。

【図１０】並列同時送受信法の送信系の第２の構成例を
示す図。

【図１１】発熱対策を講じた場合の構成を示すブロック
図。

【図１２】発熱対策の原理を説明するためのタイミング
チャート。

【図１３】４８×４８の微小領域から構成された走査領
域を示す図。

【図１４】スパースアレイを示す図。

【図１５】２次元アレイ振動子及びその走査面を示す
図。

【図１６】送受総合の指向特性を示すグラフ。

【図１７】スパースアレイに係るプローブ内振動子およ
び初段増幅器、ケーブル、本体の送受信回路部等の構成
を示すブロック図。

【図１８】中空の球殻の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
の説明図。

【図１９】カッティングプレーンを前端と後端とにそれ
ぞれ設定した場合の３次元画像を示す図。

【図２０】同一の２次元アレイプローブを用いた場合の
２次元及び３次元の走査領域を示す図。

【符号の説明】

１…送信レート信号発生器 ２…送信遅延回路 ３…駆動回路（パルサ） ４…超音波振動子 ５…プリアンプ ７…加算器 ８…対数増幅器 ９…検波回路 １０…Ａ／Ｄ変換器 １１…画像メモリ １２…Ｄ／Ａ変換器 １３…テレビモニタ １４…ミキサ １５…π／２位相器 １６…ローパスフィルタ １７…Ａ／Ｄ変換器 １８…ＦＦＴ回路 １９…演算器 ２０…基準信号発生器 ２１…遅延時間制御回路 ２２…ＭＴＩフィルタ

Claims (19)

【特許請求の範囲】
1. 【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。
2. 【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。
3. 【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。
4. 【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。
5. 【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。
6. 【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。
7. 【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。
8. 【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。
9. 【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。
10. 【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。
11. 【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。
12. 【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。
13. 【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。
14. 【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。
15. 【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。
16. 【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。
17. 【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。
18. 【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。
19. 【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。