JPS6226777B2 - - Google Patents
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- JPS6226777B2 JPS6226777B2 JP54043955A JP4395579A JPS6226777B2 JP S6226777 B2 JPS6226777 B2 JP S6226777B2 JP 54043955 A JP54043955 A JP 54043955A JP 4395579 A JP4395579 A JP 4395579A JP S6226777 B2 JPS6226777 B2 JP S6226777B2
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Description
【発明の詳細な説明】
本発明は、検体に超音波を探査波として発信
し、検体からのエコー（反射）波を受信し、エコ
ー波により検体内部の状態を探る超音波診断装置
に関し、特にエコー波によつて検体内部の不整合
部の位置のみならず、音響インピーダンスの状態
を検知しうるよう改良された超音波診断装置に関
する。DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION The present invention relates to an ultrasonic diagnostic device that transmits ultrasonic waves as exploration waves to a specimen, receives echo (reflected) waves from the specimen, and uses the echo waves to investigate the internal state of the specimen. The present invention relates to an ultrasonic diagnostic apparatus that has been improved so that it can detect not only the position of a mismatched portion inside a specimen but also the state of acoustic impedance using echo waves.
人体内部の断層像を得るために超音波診断装置
が広く利用されている。超音波診断装置では、超
音波パルスを人体に発射し、人体内部からの反射
波又は透過波を受信し、この受信波を基に人体内
部の組織を表わす断層像を得るものである。この
超音波を利用した診断装置は、Ｘ線を利用した診
断装置に比し、無侵襲性であり、危険が少ないと
いう利点がある。 Ultrasonic diagnostic devices are widely used to obtain tomographic images inside the human body. An ultrasonic diagnostic apparatus emits ultrasonic pulses to a human body, receives reflected waves or transmitted waves from inside the human body, and obtains a tomographic image representing the tissue inside the human body based on the received waves. A diagnostic device using ultrasound has the advantage of being non-invasive and less dangerous than a diagnostic device using X-rays.
一般に広く用いられている超音波診断装置は、
反射波を利用したパルス反射法を利用しており、
このパルス反射法を一例に超音波診断装置の動作
を説明する。 Ultrasound diagnostic equipment that is commonly used is
It uses a pulse reflection method that uses reflected waves.
The operation of the ultrasonic diagnostic apparatus will be explained using this pulse reflection method as an example.
PZT等の圧電素子をもつプルーブを人体に接触
させ、圧電素子からIM乃至10MHz程度の超音波
パルスを人体に発射する。人体内部では、異なる
２つの組織の界面より超音波の反射が生じる。即
ち、異なる２つの組織は各々異なる音響インピー
ダンスをもち、このインピーダンスの不整合によ
つて、エコーパルス（反射波）が得られる。この
エコーパルスを圧電素子で受信することにより、
人体内部の組織の界面情報をえることができる。
これを表示すれば、不整合部の位置が目視しうる
ことになる。（これは、Ａモードと称されてい
る。）
人体の断層像を得るには得るべき断層に従い超
音波パルスの発射位置又は、角度を順次移動し、
各発射パルスの反射波を基に不整合部の位置情報
を合成表示し、断層像を得るものである。（これ
はＢモードと称されている。）
このような従来のパルス反射法を利用した超音
波診断装置は、不整合部の有無は反射波の有無に
よつて検知することは可能であり、これにより断
層像が表示できるものである。 A probe with a piezoelectric element such as PZT is brought into contact with the human body, and ultrasonic pulses of about IM or 10 MHz are emitted from the piezoelectric element to the human body. Inside the human body, ultrasound waves are reflected from the interface between two different tissues. That is, two different tissues have different acoustic impedances, and an echo pulse (reflected wave) is obtained due to the impedance mismatch. By receiving this echo pulse with a piezoelectric element,
It is possible to obtain interface information of tissues inside the human body.
By displaying this, the position of the mismatched portion can be visually checked. (This is called A mode.) To obtain a tomographic image of the human body, the emission position or angle of the ultrasonic pulse is sequentially moved according to the tomographic image to be obtained.
Based on the reflected waves of each emitted pulse, the positional information of the mismatched portion is synthesized and displayed to obtain a tomographic image. (This is called B mode.) Ultrasonic diagnostic equipment using such a conventional pulse reflection method can detect the presence or absence of a mismatched portion by the presence or absence of reflected waves. This allows a tomographic image to be displayed.
しかしながら、不整合部の隣接する組織の間の
音響インピーダンス変化（即ち、相対的な音響イ
ンピーダンスの高低）は、検知することができな
かつた。この音響インピーダンス変化を検知でき
れば、組織の分布状態を把握でき、診断の際極め
て有用であり、この点の解決が望まれていた。 However, acoustic impedance changes (ie, relative acoustic impedance heights) between adjacent tissues of the mismatch could not be detected. If this change in acoustic impedance can be detected, the state of tissue distribution can be grasped, which is extremely useful in diagnosis, and a solution to this problem has been desired.
本発明は、上述の要望に沿い検体内部の音響イ
ンピーダンス変化を検知しうる超音波診断装置を
提供することを目的とするものである。 An object of the present invention is to provide an ultrasonic diagnostic apparatus capable of detecting changes in acoustic impedance inside a specimen in accordance with the above-mentioned demands.
この目的の達成のため、本発明超音波診断装置
は、検体に対し、超音波パルスを送信し、該検体
からの反射波を受信し電気信号に変換して、該検
体内部の状態を示す電気信号を得る超音波診断装
置において、該電気信号から該反射波の位相を判
定する位相判定手段と、該位相判定手段の出力に
基いて検体内部の組織の音響インピーダンスを示
す音響インピーダンス識別信号を形成する手段と
を含むことを特徴とするものである。 To achieve this purpose, the ultrasonic diagnostic apparatus of the present invention transmits ultrasonic pulses to a specimen, receives reflected waves from the specimen, converts them into electrical signals, and generates electrical signals that indicate the internal state of the specimen. In an ultrasonic diagnostic apparatus that obtains a signal, a phase determining means determines the phase of the reflected wave from the electrical signal, and an acoustic impedance identification signal indicating the acoustic impedance of the tissue inside the specimen is formed based on the output of the phase determining means. The invention is characterized in that it includes means for:
以下、本発明を図面に基いて説明する。 Hereinafter, the present invention will be explained based on the drawings.
第１図は本発明の原理説明モデル図、第２図は
本発明の原理説明図を示す。 FIG. 1 shows a model diagram explaining the principle of the present invention, and FIG. 2 shows a diagram explaining the principle of the present invention.
第１図に示す如く人体１に対し発振素子２及び
受信素子３を接触させた状態で、人体１に対し発
振素子２より超音波パルスａ（第２図Ａ）を発振
する。 With the oscillating element 2 and the receiving element 3 in contact with the human body 1 as shown in FIG. 1, the oscillating element 2 oscillates an ultrasonic pulse a (FIG. 2A) to the human body 1.
人体１は説明の都合上、仮に組織１０と組織１
１を含んでおり、組織１０と組織１１の音響イン
ピーダンスが異なるとする。 For convenience of explanation, human body 1 is assumed to be tissue 10 and tissue 1.
1, and tissue 10 and tissue 11 have different acoustic impedances.
この音響インピーダンスの差により組織１０と
組織１１との界面において、発振超音波パルスは
反射し、反射波を生ずる。 Due to this difference in acoustic impedance, the oscillated ultrasonic pulse is reflected at the interface between tissue 10 and tissue 11, producing a reflected wave.
ここで組織１０及び１１の各々の音響インピー
ダンスをZ1，Z2とすると、発振波である入射波の
音圧Piと反射波の音圧Prとの関係は垂直入射の場
合次式で表わされる。 Here, assuming that the acoustic impedances of the tissues 10 and 11 are Z 1 and Z 2 respectively, the relationship between the sound pressure Pi of the incident wave, which is the oscillating wave, and the sound pressure Pr of the reflected wave is expressed by the following equation in the case of normal incidence. .
Ｐｒ／Ｐｉ＝Ｚ２−Ｚ１／Ｚ１＋Ｚ２
この式から、
Z2＞Z1、（即ち組織１１の音響インピーダンス
が組織１０の音響インピーダンスより大きい場
合）入射波とを反射波は同位相の関係にある。 Pr/Pi=Z 2 -Z 1 /Z 1 +Z 2 From this equation, Z 2 > Z 1 (that is, when the acoustic impedance of tissue 11 is larger than the acoustic impedance of tissue 10), the incident wave and the reflected wave are in phase. There is a relationship between
又、Z2＜Z1、（即ち組織１１の音響インピーダ
ンスが組織１０の音響インピーダンスより小さい
場合）入射波と反射波は逆位相の関係にある。 Further, if Z 2 <Z 1 (that is, when the acoustic impedance of the tissue 11 is smaller than the acoustic impedance of the tissue 10), the incident wave and the reflected wave have an opposite phase relationship.
即ち、第２図Ａの如くの入射波である超音波パ
ルスａに対し、Z2＞Z1なら第２図Ｂのb1の如く同
位相の反射波を生じ、Z2＜Z1なら第２図Ｃのb2の
如く逆位相の反射波を生じることになる。 That is, for an ultrasonic pulse a which is an incident wave as shown in FIG. 2A, if Z 2 > Z 1 , a reflected wave of the same phase as b 1 in FIG. This results in a reflected wave with an opposite phase as shown in b 2 of Figure 2C.
従つて、この反射波の位相を検出すれば、組織
１０と１１との音響インピーダンスの変化を検出
しえることになる。 Therefore, by detecting the phase of this reflected wave, changes in acoustic impedance between tissues 10 and 11 can be detected.
第３図は本発明の一実施例説明図であり、本発
明の原理を更に詳細に説明する。 FIG. 3 is an explanatory diagram of one embodiment of the present invention, and the principle of the present invention will be explained in further detail.
第３図Ａには、人体１が組織１０，１１，１２
で構成されているモデル図が示されており、第３
図Ｂにはモデル図に対応した信号図が示されてい
る。 In FIG. 3A, the human body 1 has tissues 10, 11, 12
A model diagram consisting of
FIG. B shows a signal diagram corresponding to the model diagram.
人体１の各組織１０，１１，１２の各々の音響
インピーダンスをZ1，Z2，Z3とし、Z3＞Z2＞Z1な
る関係にあると仮定する。 It is assumed that the acoustic impedances of the tissues 10, 11, and 12 of the human body 1 are Z 1 , Z 2 , and Z 3 and that the relationship Z 3 >Z 2 >Z 1 holds.
人体１に発振素子２及び受信素子３を接触さ
せ、発振素子２より超音波パルスａを発振する。 The oscillating element 2 and the receiving element 3 are brought into contact with the human body 1, and the oscillating element 2 emits an ultrasonic pulse a.
発振された超音波パルスａに対し、組織１０及
び１１の界面において、反射波b1′が生ずる。 In response to the emitted ultrasonic pulse a, a reflected wave b 1 ' is generated at the interface between the tissues 10 and 11.
組織１０と組織１１の音響インピーダンスの関
係はZ1＜Z2であるので、発振超音波パルスａと同
位相の関係にある反射波b1′が生ずる。 Since the relationship between the acoustic impedances of the tissue 10 and the tissue 11 is Z 1 <Z 2 , a reflected wave b 1 ' having the same phase as the oscillation ultrasonic pulse a is generated.
次に組織１１と組織１２の界面において反射波
b1″が生ずる。 Next, the reflected wave at the interface between tissue 11 and tissue 12
b 1 ″ occurs.
組織１１と組織１２の音響インピーダンスの関
係は、Z2＜Z3であるので、発振超音波パルスと同
位相の関係にある反射波b1″が生ずる。 Since the relationship between the acoustic impedances of the tissue 11 and the tissue 12 is Z 2 <Z 3 , a reflected wave b 1 ″ having the same phase as the oscillated ultrasonic pulse is generated.
次に組織１２と組織１１の界面において反射波
b2′が生じ、この場合Z3＞Z2であるので発振超音
波パルスと逆位相の関係にある反射波b2′が生じ
る。 Next, the reflected wave at the interface between tissue 12 and tissue 11
b 2 ′ is generated, and since Z 3 >Z 2 in this case, a reflected wave b 2 ′ having an opposite phase to the oscillated ultrasonic pulse is generated.
更に組織１１と組織１０との界面において、反
射波b2″が生じ、この場合Z2＞Z1であるので発振
超音波パルスと逆位相の関係にある反射波b2″が
生じる。 Further, a reflected wave b 2 '' is generated at the interface between the tissue 11 and the tissue 10, and in this case, since Z 2 >Z 1 , the reflected wave b 2 '' is generated which has an opposite phase to the oscillation ultrasonic pulse.
このようにして受信素子へ受信される反射波列
は第３図Ｂ RDの如くの反射波b1′，b1″，b2′，
b2″の時系列の信号となり、これに対応した波形
を持つ電気信号が受信素子３より出力される。 The reflected wave train received by the receiving element in this way is reflected waves b 1 ′, b 1 ″, b 2 ′,
b 2 ″, and an electrical signal having a waveform corresponding to this is output from the receiving element 3.
この時系列の受信信号は各反射波の位相に応じ
後述する判定回路によつて、第３図Ｂの信号IN
に示す如く、正、又は負のレベルの判定信号に変
換される。第３図Ｂの信号INにおいては、同位
相の反射波に正、逆位相の反射波に負のレベルを
与えている。 This time-series received signal is processed by a determination circuit (described later) according to the phase of each reflected wave, and the signal IN shown in FIG.
As shown in the figure, the signal is converted into a positive or negative level judgment signal. In the signal IN of FIG. 3B, a positive level is given to the reflected waves of the same phase, and a negative level is given to the reflected waves of the opposite phase.
この判定信号INに基いて、各組織１０，１
１，１２の音響インピーダンス分布を示す音響イ
ンピーダンス識別信号BRが作成される。第３図
Ｂにおいては、識別信号BRは組織１０，１１，
１２の音響インピーダンス分布をレベルにより示
す例が表わされており、後述する作成回路により
前述の判定信号INより作成される。 Based on this judgment signal IN, each organization 10, 1
An acoustic impedance identification signal BR indicating an acoustic impedance distribution of 1 or 12 is created. In FIG. 3B, the identification signals BR are the tissues 10, 11,
An example is shown in which 12 acoustic impedance distributions are represented by levels, and are created from the above-mentioned determination signal IN by a creation circuit that will be described later.
尚、点線は境界を明確にするために作成される
識別信号である。 Note that the dotted line is an identification signal created to clarify the boundary.
この音響インピーダンス識別信号BRをビデオ
信号としてCRT等の表示装置に与えれば各組織
の音響インピーダンス分布が濃淡画像として表示
できる。 If this acoustic impedance identification signal BR is applied as a video signal to a display device such as a CRT, the acoustic impedance distribution of each tissue can be displayed as a grayscale image.
又、この音響インピーダンス信号BRのレベル
によりカラー変調して表示装置に与えれば各組織
の音響インピーダンス分布がカラー画像として表
示できる。 Furthermore, by color modulating the acoustic impedance signal BR according to its level and applying it to a display device, the acoustic impedance distribution of each tissue can be displayed as a color image.
第４図は本発明の一実施例ブロツク図である。 FIG. 4 is a block diagram of one embodiment of the present invention.
図中、４０は発振回路で発振素子２の駆動信号
を与えるためのもの、４１はゲイン補償回路で、
受信素子３からの受信信号を受け反射波の位置に
応じてゲインを変化させ反射波の位置による減衰
変化を補償するものであり、通常対数増巾器が用
いられる。 In the figure, 40 is an oscillation circuit for providing a drive signal for the oscillation element 2, 41 is a gain compensation circuit,
It receives the received signal from the receiving element 3 and changes the gain according to the position of the reflected wave to compensate for changes in attenuation due to the position of the reflected wave, and usually a logarithmic amplifier is used.
５は位相検出回路で、ゲイン補償回路４１でゲ
イン補償された受信信号を受け第３図ＢのINに
示す判定信号を出力する回路であり、トリガ発生
回路５０、遅延回路５１，５２及び積分回路５３
を含む。 Reference numeral 5 denotes a phase detection circuit, which receives the received signal whose gain has been compensated by the gain compensation circuit 41 and outputs a judgment signal shown at IN in FIG. 3B. 53
including.
６は、識別信号形成回路であり、判定信号IN
を受け、第３図Ｂの識別信号BRを出力する回路
であり、積分回路が好適である。 6 is an identification signal forming circuit, which outputs a judgment signal IN.
This circuit receives the signal and outputs the identification signal BR shown in FIG. 3B, and is preferably an integrating circuit.
７は、表示変調回路であり、表示のため識別信
号BRを変調して出力する回路である。 7 is a display modulation circuit, which modulates and outputs the identification signal BR for display.
８は、表示制御回路であり変調信号を受け、
CRT８０へ所定のタイミングで変調信号を与え
る回路である。 8 is a display control circuit which receives a modulation signal;
This circuit provides a modulation signal to the CRT 80 at a predetermined timing.
９は各部の動作シークエンスを制御する主制御
回路である。 9 is a main control circuit that controls the operation sequence of each part.
第４図のブロツク図の動作を第３図を用いて説
明する。 The operation of the block diagram in FIG. 4 will be explained using FIG. 3.
主制御回路９から発振回路４０へ駆動信号発生
指令が与えられると発振回路４０は発振すべき周
波数（例えば2MHz）の駆動パルス信号を発振素
子２へ与える。 When a drive signal generation command is given from the main control circuit 9 to the oscillation circuit 40, the oscillation circuit 40 supplies the oscillation element 2 with a drive pulse signal of a frequency to be oscillated (for example, 2MHz).
発振素子２は、これに応じ第２図ＢのSDに示
す超音波パルスａを人体１に発振する。 In response, the oscillation element 2 oscillates an ultrasonic pulse a shown at SD in FIG. 2B to the human body 1.
これに応じ人体１からの反射波は受信素子３に
より、受信され電気信号に変換される。この電気
信号は受信された反射波列RDと同じ波形であ
り、以下RDを受信信号として説明する。 Correspondingly, the reflected wave from the human body 1 is received by the receiving element 3 and converted into an electrical signal. This electrical signal has the same waveform as the received reflected wave train RD, and hereinafter RD will be explained as a received signal.
ゲイン補償回路４１は主制御回路９の命令によ
り、発振超音波パルスの発振タイミングと同期し
て動作し、序々に増加するゲイン補償を行う。 The gain compensation circuit 41 operates in synchronization with the oscillation timing of the oscillation ultrasonic pulse in response to a command from the main control circuit 9, and performs gain compensation that gradually increases.
従つて、ゲイン補償回路の出力としては、受信
信号RDの各反射波の振幅が相対的に補償された
受信信号がえられる。 Therefore, the output of the gain compensation circuit is a received signal in which the amplitude of each reflected wave of the received signal RD is relatively compensated.
この補償された受信信号は判定回路５へ入力
し、遅延回路５２で遅延された遅延信号DE（第
３図Ｂ）が出力される。これとともに補償された
受信信号はトリガー発生回路５０に入力され、ト
リガー発生回路５０は各反射波の第１のピークレ
ベル時点でトリガー信号TRを発生する。 This compensated received signal is input to the determination circuit 5, and a delayed signal DE (FIG. 3B) delayed by the delay circuit 52 is output. The compensated received signal is also input to the trigger generation circuit 50, and the trigger generation circuit 50 generates the trigger signal TR at the first peak level of each reflected wave.
このトリガー信号TRは遅延回路５１により図
の点線の位置へ遅延され、積分回路５３のリセツ
ト信号として利用される。 This trigger signal TR is delayed by the delay circuit 51 to the position indicated by the dotted line in the figure, and is used as a reset signal for the integrating circuit 53.
前述の遅延信号DEは積分回路５３に入力さ
れ、各反射波成分の信号が積分され、更に次の反
射波成分の積分の用意のためリセツト信号により
リセツトされる。 The aforementioned delayed signal DE is input to the integrating circuit 53, where the signals of each reflected wave component are integrated, and further reset by a reset signal in preparation for the integration of the next reflected wave component.
従つて、積分回路５３の出力としては第３図Ｂ
のINに示す信号が現われる。 Therefore, the output of the integrating circuit 53 is as shown in FIG.
The signal shown at IN appears.
この信号は反射波が反振超音波パルスと同位相
なら正、逆位相なら負のレベルを示すものであ
り、位相判定信号INとなる。位相判定信号INは
識別信号形成回路６に入力する。識別信号形成回
路６は前述の如く積分回路で構成され、位相判定
信号INを積分する。 This signal indicates a positive level if the reflected wave has the same phase as the resonant ultrasonic pulse, and a negative level if the reflected wave has the opposite phase, and becomes the phase determination signal IN. The phase determination signal IN is input to the identification signal forming circuit 6. The identification signal forming circuit 6 is composed of an integrating circuit as described above, and integrates the phase determination signal IN.
積分出力は第３図ＢのBRの如くなる。 The integral output is as shown in BR in FIG. 3B.
この積分出力は、組織１０，１１，１２の音響
インピーダンス分布をレベルによつて示してお
り、音響インピーダンス識別信号として使用しえ
る。 This integrated output indicates the acoustic impedance distribution of the tissues 10, 11, and 12 by level, and can be used as an acoustic impedance identification signal.
音響インピーダンス識別信号BRは表示変調回
路７へ入力される。CRT８０が白黒画像の表示
用であれば、表示変調回路７は音響インピーダン
ス識別信号を輝度変調信号に変調する。 The acoustic impedance identification signal BR is input to the display modulation circuit 7. If the CRT 80 is for displaying a monochrome image, the display modulation circuit 7 modulates the acoustic impedance identification signal into a brightness modulation signal.
又、CRT８０がカラー画像の表示用であれ
ば、表示変調回路７は音響インピーダンス識別信
号をカラー変調信号に変調する。 Further, if the CRT 80 is for displaying a color image, the display modulation circuit 7 modulates the acoustic impedance identification signal into a color modulation signal.
この変調信号は表示制御回路８へ与えられる。 This modulation signal is given to the display control circuit 8.
Ａモードの場合は表示制御回路８よりCRT８
０へ変調信号が与えられ表示が行なわれるが、断
層像をえるＢモードの場合、発射位置の位置信号
が必要となる。 In A mode, display control circuit 8 to CRT8
A modulation signal is applied to 0 to perform display, but in the case of B mode in which a tomographic image is obtained, a position signal of the firing position is required.
Ｂモードを達成するには、セクタスキヤン方
式、リニアスキヤン方式、コンパウンドスキヤン
方式が知られている。 A sector scan method, a linear scan method, and a compound scan method are known to achieve B mode.
セクタスキヤン方式において、機械式の場合発
振素子２をセクタ状に回動させるもので、又電子
式の場合、発振素子２は複数の素子で構成され、
各素子の駆動タイミングによつてセクタ角が変化
する。従つて位置信号はセクタ角を示す信号であ
り、主制御回路９より与えられる。 In the sector scan method, in the case of a mechanical type, the oscillation element 2 is rotated in a sector shape, and in the case of an electronic type, the oscillation element 2 is composed of a plurality of elements,
The sector angle changes depending on the drive timing of each element. Therefore, the position signal is a signal indicating the sector angle, and is given by the main control circuit 9.
又、リニアスキヤン方式において、機械式では
発振素子２の信置検出器により位置信号が与えら
れ、電気式では、発振素子２が複数の素子で構成
され各素子が順次駆動される。この駆動順序が位
置信号であり主制御回路９より与えられる。 Furthermore, in the linear scan system, in the mechanical system, a position signal is given by a position detector of the oscillation element 2, and in the electrical system, the oscillation element 2 is composed of a plurality of elements, and each element is sequentially driven. This drive order is a position signal and is given by the main control circuit 9.
更にコンパウンドスキヤン方式では、複数のセ
クタスキヤンを組合せるもので各発振素子２の位
置とセクタ角が位置信号として必要であり、主制
御回路９より与えられる。 Furthermore, in the compound scan method, a plurality of sector scans are combined, and the position and sector angle of each oscillation element 2 are required as position signals, which are provided by the main control circuit 9.
このようにして位置信号が与えられ、変調信号
はその位置に応じたCRT８０の画面上の位置に
表示されることになる。このようにして、反射波
の位相検出を行い組織の音響インピーダンス分布
に応じた信号をえることができ、又これを表示し
うる。 In this way, a position signal is provided, and a modulated signal is displayed at a position on the screen of the CRT 80 corresponding to the position. In this way, it is possible to detect the phase of the reflected wave and obtain a signal corresponding to the acoustic impedance distribution of the tissue, which can also be displayed.
Ｂモードの断層像をえる際に、隣接するスキヤ
ンラインにおける対応する組織の音響インピーダ
ンス信号のレベルを正規化すると画面に合成した
際不連続性が防止できる。 When obtaining a B-mode tomographic image, normalizing the level of acoustic impedance signals of corresponding tissues in adjacent scan lines can prevent discontinuities when synthesized on a screen.
第５図は正規化回路のブロツク図を示す。 FIG. 5 shows a block diagram of the normalization circuit.
この正規化回路１００は識別信号形成回路６と
表示変調回路７との間に挿入され、音響インピー
ダンス識別信号BRを入力としてその正規化デジ
タル信号を出力とする。 This normalization circuit 100 is inserted between the identification signal forming circuit 6 and the display modulation circuit 7, receives the acoustic impedance identification signal BR as input, and outputs its normalized digital signal.
識別信号形成回路６よりの識別信号BRはアナ
ログデジタル変換器１０１に入力し、所定のサン
プルタイミングでサンプルされ各サンプル時点で
の16ビツトのデジタル出力を発生する。このデジ
タル出力は識別信号BRのレベル値を示す。 The identification signal BR from the identification signal forming circuit 6 is input to an analog-to-digital converter 101, where it is sampled at a predetermined sampling timing to generate a 16-bit digital output at each sampling time. This digital output indicates the level value of the identification signal BR.
第１スキヤン分のデジタル信号は切換器１０７
を介し、第１のシフトレジスタ１０２へ入力され
る。 The digital signal for the first scan is transferred to the switch 107.
The signal is input to the first shift register 102 via.
シフトレジスタ１０２は1024ビツトのシフトレ
ジスタを16ビツト分並列に並べたものである。 The shift register 102 is a 1024-bit shift register arranged in parallel for 16 bits.
その後切換器１０７は図の位置に切換えられ
る。 The switch 107 is then switched to the position shown.
そのスキヤン分のデジタル信号は1024ビツトの
シフトレジスタを16ビツト分並列に並べた第２の
シフトレジスタ１０３に入力される。 The digital signal for the scan is input to the second shift register 103, which is made up of 1024-bit shift registers arranged in parallel for 16 bits.
２スキヤン分のデジタル信号が揃つた時点で制
御回路１０６は１シフトパルス分の読み出しクロ
ツクRC１を第１のシフトレジスタ１０２へ与え
る。 When the digital signals for two scans are completed, the control circuit 106 supplies the read clock RC1 for one shift pulse to the first shift register 102.
第１のシフトレジスタ１０２の内容はクロツク
RCにより送出され16ビツトのフリツプフロツプ
からなるレベル保持回路１０４にセツトされる。
次に制御回路１０６はクロツクRC２を第２のシ
フトレジスタ１０３へ与える。第２のシフトレジ
スタ１０３より読み出されたデジタル信号は制御
回路１０６へ通知される。 The contents of the first shift register 102 are
The signal is sent by RC and set in a level holding circuit 104 consisting of a 16-bit flip-flop.
Next, the control circuit 106 supplies the clock RC2 to the second shift register 103. The digital signal read from the second shift register 103 is notified to the control circuit 106.
制御回路１０６は各読み出されたデジタル信号
を監視し、その変化を検出する。この間クロツク
RC２により第３のシフトレジスタ１０５にレベ
ル保持回路１０４のセツト値が順次書き込まれ
る。第３のシフトレジスタ１０５は1024ビツトの
シフトレジスタを16ビツト分並設したものであ
る。制御回路１０６はデジタル信号の変化を検出
するとクロツクRC２を停め、次にクロツクRC１
を開始させる。クロツクRC１によつて第１のシ
フトレジスタ１０２よりデジタル値が順次読み出
されレベル保持回路１０４にセツトされるととも
に制御回路１０６へ通知する。制御回路１０６は
デジタル値を監視し、その変化を検出する。制御
回路１０６が変化を検出すると、クロツクRC１
を停める。従つて、変化後のデジタル値がレベル
保持回路１４へセツトされることになる。次に制
御回路１６はクロツクRC２を開始し、第２のシ
フトレジスタ１０３をシフトさせるとともに第３
のシフトレジスタ１０５へレベル保持回路１０４
のデジタル値を順次書込む。 Control circuit 106 monitors each read digital signal and detects changes therein. The other day I clocked
The set values of the level holding circuit 104 are sequentially written into the third shift register 105 by RC2. The third shift register 105 is a 1024-bit shift register arranged in parallel for 16 bits. When the control circuit 106 detects a change in the digital signal, it stops the clock RC2, and then stops the clock RC1.
start. Digital values are sequentially read out from the first shift register 102 by the clock RC1, set in the level holding circuit 104, and notified to the control circuit 106. Control circuit 106 monitors the digital value and detects changes therein. When the control circuit 106 detects a change, the clock RC1
stop. Therefore, the changed digital value is set in the level holding circuit 14. Next, the control circuit 16 starts the clock RC2, shifts the second shift register 103, and shifts the third shift register 103.
Level holding circuit 104 to shift register 105
Write digital values sequentially.
制御回路１０６は同様にして第２のシフトレジ
スタ１０３のデジタル値の変化を検出し、変化を
検出するとクロツクRC２を停止し、クロツクRC
１の送出を開始せしめ第１のシフトレジスタ１０
２をシフトさせ、その出力デジタル値の変化を検
出する。 The control circuit 106 similarly detects a change in the digital value of the second shift register 103, and when a change is detected, it stops the clock RC2 and starts the clock RC2.
1 to start sending out the first shift register 10.
2 and detect the change in the output digital value.
このようにして、第１のシフトレジスタ１０２
のデジタル値に第２のシフトレジスタ１０３のデ
ジタル値が正規化され、正規化されたデジタル値
は第３のシフトレジスタ１０５に蓄えられる。 In this way, the first shift register 102
The digital value of the second shift register 103 is normalized to the digital value of , and the normalized digital value is stored in the third shift register 105.
１スキヤン分、即ち1024ビツト分終了すると第
３のシフトレジスタ１０５の内容がクロツクRC
３によつて表示変調回路７へ送出されるとともに
帰還ループによつて切換器１０７を介し第１のシ
フトレジスタ１０２へ送出され蓄積される。更に
制御回路１０６は第１のシフトレジスタ１０２及
び１０３の各々のシフト数を計数する第１及び第
２のカウンタをもち、変化点の位置を照合して不
連続点を検出する機能をもつ。 When one scan, that is, 1024 bits, is completed, the contents of the third shift register 105 are changed to the clock RC.
3 to the display modulation circuit 7, and a feedback loop to the first shift register 102 via the switch 107, where it is stored. Furthermore, the control circuit 106 has first and second counters that count the number of shifts in each of the first shift registers 102 and 103, and has a function of checking the position of a change point and detecting a discontinuous point.
不連続点が検出されるとゲート１０７を開け第
２のシフトレジスタ１０３の内容を優先して第３
のシフトレジスタ１０５へ与えるか、もしくは第
１のシフトレジスタ１０２をつづけて次の変化点
までから送りさせる。 When a discontinuity point is detected, the gate 107 is opened and the contents of the second shift register 103 are given priority and the third shift register
1, or the first shift register 102 continues to send the data from the first shift register 102 to the next change point.
例えば第２のシフトレジスタ１０３から読出さ
れた内容で変化点が検出されると、そのシフト位
置は第２のカウンタの内容で示される。その後、
第１のシフトレジスタ１０２の変化点を検索して
いく際、そのシフト位置は第１のカウンタで示さ
れており、第２のカウンタの近傍値において制御
回路１０６が変化点を検出しえない場合、第１の
カウンタの値が第２のカウンタの値より非常に少
なければ第１のシフトレジスタ１０２をつづけて
次の変化点までから送りする。また第１のカウン
タの値が第２のカウンタの値より非常に大きけれ
ばゲート１０７を開け更にクロツクRC２を開始
し第２のシフトレジスタ１０３のデジタル値を第
３のシフトレジスタ１０５へ与えるようにする。
即ち、不連続性の検出は第１、第２のカウンタの
照合によつて行ない、不連続が検出されると第１
のシフトレジスタをから送りしたり第２のシフト
レジスタの内容を優先したりするものであり、連
続であれば第１のシフトレジスタの内容によつて
第２のシフトレジスタの内容が正規化されること
になる。 For example, when a change point is detected in the contents read from the second shift register 103, the shift position is indicated by the contents of the second counter. after that,
When searching for a change point in the first shift register 102, the shift position is indicated by the first counter, and if the control circuit 106 cannot detect the change point at a value near the second counter. , if the value of the first counter is much less than the value of the second counter, the first shift register 102 continues to feed from the next change point. If the value of the first counter is much larger than the value of the second counter, the gate 107 is opened and the clock RC2 is started to supply the digital value of the second shift register 103 to the third shift register 105. .
That is, discontinuity is detected by comparing the first and second counters, and when discontinuity is detected, the first
If the shift register is continuous, the contents of the second shift register are normalized by the contents of the first shift register. It turns out.
以上の説明においては、発振素子と受波素子を
説明の簡略化のため分離して示したが、PZT等の
電気−音響変換素子は発振及び受信の両方の機能
をもつており、１つの素子であつてもよい。 In the above explanation, the oscillating element and the receiving element were shown separately for the sake of simplicity. It may be.
更に、受信素子を複数設け、各受信素子の出力
をCCD遅延回路を用いて遅延させ、その和をと
る電子焦点式受信方式を用いてもよい。 Furthermore, an electronic focusing type receiving method may be used in which a plurality of receiving elements are provided, the output of each receiving element is delayed using a CCD delay circuit, and the sum of the delayed values is calculated.
この詳細は1976年IEEE International Solid−
State Circuits ConferenceのDigest of
Technical Papersの第200頁乃至第201頁に示さ
れているので詳述しない。更に上述の識別信号
BRをコンピユータに入力し、蓄積されている健
康時のデータと比較し、正常、異常を判定しても
よい。 The details are 1976 IEEE International Solid−
State Circuits Conference Digest of
It is shown on pages 200 to 201 of the Technical Papers, so it will not be described in detail. Furthermore, the above-mentioned identification signal
The BR may be input into a computer and compared with accumulated health data to determine whether it is normal or abnormal.
以上の様に本発明によれば、反射波の位相判定
を行ない、音響インピーダンス分布に対応する信
号を作成するため、検体内部の組織分布状態が充
分把握出来工業上極めて有用である。 As described above, according to the present invention, since the phase of the reflected wave is determined and a signal corresponding to the acoustic impedance distribution is created, the state of tissue distribution inside the specimen can be fully grasped, and is extremely useful industrially.
尚、本発明はその一実施例に限られず種々の変
形が可能であり、これらを本発明の範囲より排除
するものではない。 It should be noted that the present invention is not limited to one embodiment thereof, and various modifications are possible, and these are not excluded from the scope of the present invention.
第１図、第２図は本発明の原理説明図、第３図
は本発明の一実施例説明図、第４図は本発明の一
実施例ブロツク図、第５図は本発明の他の実施例
ブロツク図を示し、図中、１は人体、２は発振素
子、３は受信素子、５は位相判定回路、６は識別
信号形成回路、７は表示変調回路、８は表示制御
回路、９は主制御回路を示す。
Fig. 1 and Fig. 2 are diagrams explaining the principle of the present invention, Fig. 3 is a diagram explanatory of an embodiment of the invention, Fig. 4 is a block diagram of an embodiment of the invention, and Fig. 5 is a diagram illustrating another embodiment of the invention. A block diagram of an embodiment is shown, in which 1 is a human body, 2 is an oscillation element, 3 is a receiving element, 5 is a phase determination circuit, 6 is an identification signal forming circuit, 7 is a display modulation circuit, 8 is a display control circuit, 9 indicates the main control circuit.
Claims (1)
らの反射波を受信し電気信号に変換して、検体内
部の状態を示す電気信号を得る超音波診断装置に
おいて、該電気信号から該反射波のピークを求
め、そのピーク位置より一定区間を積分する第一
積分手段と、第一積分手段の出力を積分して検体
内部の組織の音響インピーダンス分布を示す音響
インピーダンス識別信号を形成する第二積分手段
とを含むことを特徴とする超音波診断装置。1. In an ultrasonic diagnostic device that transmits ultrasonic pulses to a specimen, receives reflected waves from the specimen, converts them into electrical signals, and obtains electrical signals indicating the internal state of the specimen, the reflected waves are extracted from the electrical signals. a first integrating means for determining the peak of and integrating a certain interval from the peak position; and a second integrating means for integrating the output of the first integrating means to form an acoustic impedance identification signal indicating the acoustic impedance distribution of the tissue inside the specimen. An ultrasonic diagnostic apparatus comprising: means.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP4395579A JPS55136043A (en) | 1979-04-11 | 1979-04-11 | Ultrasoniccwave diagnosis device |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP4395579A JPS55136043A (en) | 1979-04-11 | 1979-04-11 | Ultrasoniccwave diagnosis device |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS55136043A JPS55136043A (en) | 1980-10-23 |
| JPS6226777B2 true JPS6226777B2 (en) | 1987-06-10 |
Family
ID=12678118
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP4395579A Granted JPS55136043A (en) | 1979-04-11 | 1979-04-11 | Ultrasoniccwave diagnosis device |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS55136043A (en) |
Families Citing this family (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS59181139A (en) * | 1983-03-30 | 1984-10-15 | 株式会社 明石製作所 | Ultrasonic diagnostic apparatus |
| JPS59181140A (en) * | 1983-03-30 | 1984-10-15 | 株式会社 明石製作所 | Ultrasonic diagnostic apparatus |
Citations (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS4970486A (en) * | 1972-09-18 | 1974-07-08 | ||
| JPS5418794A (en) * | 1977-06-23 | 1979-02-13 | Gen Electric | Supersonic phtographing method and apparatus |
-
1979
- 1979-04-11 JP JP4395579A patent/JPS55136043A/en active Granted
Patent Citations (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS4970486A (en) * | 1972-09-18 | 1974-07-08 | ||
| JPS5418794A (en) * | 1977-06-23 | 1979-02-13 | Gen Electric | Supersonic phtographing method and apparatus |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS55136043A (en) | 1980-10-23 |
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