JP2581075B2

JP2581075B2 - 超音波診断装置

Info

Publication number: JP2581075B2
Application number: JP62124413A
Authority: JP
Inventors: 浩神田; 静夫石川; 俊雄小川; 景義片倉; 宏池田
Original assignee: Hitachi Medical Corp
Current assignee: Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Priority date: 1987-05-21
Filing date: 1987-05-21
Publication date: 1997-02-12
Anticipated expiration: 2012-02-12
Also published as: JPS63288143A

Description

【発明の詳細な説明】〔産業上の利用分野〕本発明は超音波診断装置に関し、特に、生体組織にお
ける超音波減衰を反映した映像および評価値を与えるの
に好適な超音波診断装置に関する。

〔従来の技術〕

超音波診断装置は、生体内に放射した超音波パルスの
体内から反射エコーの強度を輝度に対応させて、二次元
（Ｂモード）表示するものである。

Ｂモード像上での減衰特性の影響は、局所病変の場
合、音響陰影や音響エンハンスメントの病変より深部で
の出現として観察される。例えば、第３図（ａ）のＡ部
に示した肝臓内の嚢胞の内部が流体である場合、胞内で
の減衰は周囲の健常組織より少ないため、胞の背後では
他より輝度の明るくなる音響エンハンスメントの領域が
現われる。逆に第３図（ａ）のＢ部のように、胞の背後
の輝度が周囲より暗くなる音響陰影の出現は、胞内の減
衰が周囲の健常部より大きいためと考えられる。

従来は、このように、Ｂモード像上で、局所病変の背
後の輝度の明暗から、病変の減衰の大小を弁別し、病変
の性状を論じているのが一般的であった。しかし、近
年、超音波診断においては、生体の各組織固有の減衰特
性を弁別することにより、組織の病態と減衰特性との間
の相関関係を求め、これにより、超音波診断装置の診断
能を高めようという試みが盛んに行われている。

なお、この種の装置として関連するものに、例えば、
特開昭59−218144号公報に開示された装置を挙げること
ができる。

〔発明が解決しようとする問題点〕

しかし、輝度の明暗からの弁別はかなりの熟練を要す
る上に、TGC（Time Gain Control）等装置の設定条件や
微妙な輝度の差では、操作者に依存するという難点があ
る。その上、同じ音響陰影を生じても、減衰の影響でな
い場合もある。第３図（ｂ）のＣ部はその一例を示した
ものであるが、強い反射体による散乱により、その背後
の輝度が暗くなるもので、単なる陰影の有無では、減衰
による陰影と区別がつかない。これが第一の問題点であ
る。

また、組織の減衰特性を計測する方法の中に、ハード
ウェア的に簡単で、しかも、実時間計測に適した方法と
して、実交叉法による超音波パワスペクトラムの中心周
波数の推定がある。これに関しては、S.W.フラックス等
による「超音波におけるスペクトラム特性と減衰特性」
（Ultrasonic Imaging,vol.5,95−116（1983）に詳細に
記載されている。この方法は、生体組織中の超音波パル
スのパワスペクトラムをガウス分布と近似し、伝播に伴
う超音波の減衰が周波数に比例するとした場合、単位時
間当りの零交叉数λが上記スペクトラムの中心周波数に
大略比例することを利用するものである。すなわち、入
射超音波のパワスペクトラムS₀（ｆ）を、ここで、f₀は探触子の中心周波数、σはパルスの帯域
幅、ｃは比例定数である。

とおくと、生体内を距離ｌだけ伝播した後のパワスペク
トラムＳ（ｆ）は、αを組織の減衰定数として、と変化する。上記式（２）は、と書換えられ、 f_C＝f₀−αｌσ^２となる。

つまり、減衰により、超音波パルスのパワスペクトラ
ムの中心周波数は、αｌσ^２だけ，低周波数側に偏移す
るのである。他方、零交叉の単位時間当りの頻度λは、 λ＝２［f_C ²＋σ^２］^1/2 ・・・・（３）で与えられるが、通常、f_C≫σであるから、 λ≒2f_C＝２（f₀−αｌσ^２）・・・・（４）と表わされる。

従って、従来は、零交叉法による生体組織の減衰特性
の推定には、受信RF信号の零交叉頻度λの深度依存性を
求め、その勾配から減衰定数αを求めていた。すなわ
ち、第５図に示す如く、受信PF波形から、一定の時間幅
（第５図中ａで示す）の波形を切出し、その零交叉数を
周波数解析結果とし、この手順を時間幅を少しずつずら
しながら（第５図中b,cで示す）繰り返すものである。

しかし、ここに第二の問題がある。すなわち、波形を
切出す一定の時間幅内は、超音波RFパルスで満たされて
いなければならないという大きな誤差を生ずるというこ
とである。第６図はこの事情を説明するもので、波形
（ａ）は受信RF信号の解析時間幅（第６図（ｃ）参照）
内の波形を拡大表示したもの、波形（ｂ）はこのRF信号
を入力とする零交叉検出器の出力波形を示している。

超音波パルス信号の存在しないＡ部では、零交叉検出
器の出力はないので、解析時間幅で計数すると、その計
数値はすべてRF波形で満たされている場合より低い値を
与える。これは、反射RF信号の中心周波数が低周波側に
偏移しなくても、反射RF信号の欠落によって見掛け上低
い中心周波数と推移してしまうことを示している。しか
も、このような反射RF信号の欠落は、生体からのエコー
波形に多く認められるものである。

例えば、肝臓の減衰特性を弁別する場合、臓器内の血
管やリンパ管等の脈管は、その内部にエコー源を有しな
いため、上述の如き欠落を生み易いものである。従来
は、このような理由から、超音波ビームを脈管の存在し
ない方向に放射することによりこの問題を避けていた。
このため、対象部位の大幅な限定をもたらすことになっ
ていた。

本発明は上記事情に鑑みてなされたもので、その第一
の目的は、先に第一の問題点として示した輝度の問題に
対して、局部病変の背後の輝度の明暗という曖昧さによ
らず、局部病変の減衰特性を明示する手段を提供すると
ともに、病変による超音波信号の減弱が反射によるもの
か、減衰によるものかをも弁別する手段を提供すること
にある。また、本発明の第二の目的は、上述の第二の問
題に対して、零交叉による超音波パルスのパワスペクト
ルの中心周波数の弁別において、超音波反射信号の欠落
の影響を受け難い弁別手段を提供することにある。

〔問題点を解決するための手段〕

上記目的を達成するため、本発明の超音波診断装置
は、（イ）超音波パルスを生体内に送信し、この生体内
からの反射波に基づきＢモード像を生成して表示する超
音波診断装置において、反射波の零交叉を検出する検出
手段（アナログコンパレータ20）と、この検出手段によ
る零交叉の検出回数を、予め設定された閾値に達するま
で、繰返し計数する計数手段（イベントカウンタ21）
と、零交叉の検出回数が閾値に達する毎に、この閾値に
達した時刻に対応するＢモード像上の位置に明示する明
示手段（信号選択回路７）とを少なくとも有し、Ｂモー
ド像上に、超音波パルスの掃引に伴い明示手段で明示し
た位置に形成される等零交叉数線を表示することを特徴
とする。

また、（ロ）上記（イ）に記載の超音波診断装置にお
いて、検出手段は、参照値を接地電位とするアナログコ
ンパレータ20からなり、計数手段は、イベントカウンタ
21からなることを特徴とする。

また、（ハ）上記（イ）もしくは（ロ）のいずれかに
記載の超音波診断装置において、検出手段と計数手段及
び明示手段のそれぞれの動作を、超音波パルスの掃引の
予め定められた期間内に行なうよう制御する手段（制御
部10）を設けることを特徴とする。

また、（ニ）上記（イ）〜（ハ）のいずれかに記載の
超音波診断装置において、検出手段と計数手段及び明示
手段のそれぞれの動作を、予め定められた生体の深度の
範囲内で行なうよう制御する制御手段（制御10）を設け
ることを特徴とする。

また、（ホ）上記（イ）〜（ニ）のいずれかに記載の
超音波診断装置において、計数手段は、検出手段の零交
叉の検出回数が閾値に達する毎にパルスを出力し、明示
手段は、計数手段からのパルスの出力に対応して、Ｂモ
ード像上の信号を、このＢモード像本来の信号と異なる
信号に切り換え、閾値に達した時刻に対応するＢモード
像上の位置を明示することを特徴とする。

また、（ヘ）上記（ホ）に記載の超音波診断装置にお
いて、明示手段は、計数手段の検出手段から出力された
パルスの幅を拡大し、このパルスの幅を拡大したパルス
信号にＢモード像本来の信号を切り換えることを特徴と
する。

また、（ト）上記（イ）〜（ニ）のいずれかに記載の
超音波診断装置において、計数手段は、検出手段の零交
叉の検出回数が閾値に達する毎にパルスを出力し、明示
手段は、計数手段からのパルスの出力に対応して、Ｂモ
ード像上の信号に、このＢモード像本来の信号と異なる
信号を加算し、閾値に達した時刻に対応するＢモード像
上の位置を明示することを特徴とする。

また、（チ）上記（ト）に記載の超音波診断装置にお
いて、明示手段は、計数手段の検出手段から出力された
パルスの幅を拡大し、このパルスの幅を拡大したパルス
信号にＢモード像本来の信号に加算することを特徴とす
る。

また、（リ）上記（イ）〜（チ）のいずれかに記載の
超音波診断装置において、明示手段は、閾値に達した時
刻に対応するＢモード像上の位置を、白もしくは黒レベ
ルの信号で明示することを特徴とする。

また（ヌ）上記（イ）〜（リ）のいずれかに記載の超
音波診断装置において、明示手段は、閾値に達した時刻
に対応するＢモード像上の位置を、カラーで明示するこ
とを特徴とする。

また、（ル）超音波パルスを生体内に送信し、この生
体内からの反射波の零交叉頻度を検出する超音波診断装
置であって、反射波の零交叉を検出する検出手段（アナ
ログコンパレータ20）と、この検出手段による零交叉の
検出回数を、予め定められた期間毎に、計数する計数手
段（イベントカウンタ21）と、予め定められた期間毎
に、反射波の振幅（強度）が所定の閾値を超えた期間を
検出して積算する手段（コンパレータ24、積分器25、）
と、この積算した値で、計数した零交叉の検出回数を除
算した値を求める手段（割算器27）とを少なくとも有
し、除して求めた値を、零交叉頻度とすることを特徴と
する。

また、（ヲ）上記（ル）に記載の超音波診断装置にお
いて、反射波を検波する手段（検波回路５）を設け、反
射波を検波した信号の振幅（強度）が所定の閾値を超え
た期間を検出して積算することを特徴とする。

また、（ワ）上記（ル）もしくは（ヲ）のいずれかに
記載の超音波診断装置において、予め定められた期間
は、超音波パルスの送信の繰返し時間幅を任意の数に等
分してなることを特徴とする。

また、（カ）上記（ル）〜（ワ）のいずれかに記載の
超音波診断装置において、零交叉頻度としての除算して
求めた値を、生体の深さに対応付けたグラフを表示する
ことを特徴とする。

また、（ヨ）上記（ル）〜（カ）のいずれかに記載の
超音波診断装置において、反射波をデジタル化する手段
と、この反射波をデジタル化したデータを記憶する記憶
手段と、予め作成されたプログラムに基づき、記憶手段
に記憶したデータを処理し、反射波の零交叉の検出、零
交叉の検出回数の計数、反射波の振幅が所定の閾値を超
えた期間の検出と積算、積算した値による計数した零交
叉の検出回数の除算を少なくとも行なう処理手段とを設
けることを特徴とする。

〔作用〕

上記第一の発明においては、減衰によって超音波エコ
ースペクトラムの中心周波数が低周波側に偏移する現象
を利用して、後述の「等零交叉数線」をＢモード画像に
重畳・表示するようにしたものであり、上記等零交叉数
線の間隔の変化や出現位置のずれを以って前述の局所病
変の減衰特性を決定している。すなわち、受信RF信号の
零叉を検出し、その出現回数が一定回数になる毎にＢモ
ード像上に白または黒レベルを用いてその出現位置を重
畳・表示するものである。上記手順を超音波のビームの
掃引に対応して二次元に行うと、等零交叉数線群が得ら
れる。

この等零交叉数線間の間隔は、その前の領域の減衰特
性を反映するのであるが、以下、分解結果について簡単
に述べる。

前記S.W.フラックス等の報文から引用した式（３）に
おいて、通常はf_C≫σであるから、深度ｌからｌ＋Δｌ
の間にＮ回、零交叉するとして、上記Δｌを求めると、
伝播速度をｃとして、を解けば良い。本発明者等は、これから、の結果を得た。これより、等零交叉数線の間隔はその領
域のパラスペクトラムの中心周波数に反比例することが
わかる。

先に示した肝臓の例で、本発明の具体例を説明する
と、以下のようになる。第４図（ａ）は第３図（ａ）に
対応するものである。Ａ部の流体性嚢胞では胞内の減衰
は他の健常部より少ないので、胞の背面ではその中心周
波数は隣りの健常部より高くなる。従って、一定回数の
零交叉の出現は、他の健常部と比べてより短距離で実現
する。これにより、前記Ａ部では上に凸の等零交叉数線
群が重畳・表示される。また、第３図（ａ）Ｂ部では、
胞内の減衰は他の健常部より大きいので、胞の背後では
そのパワスペクトラムの中心周波数は逆に低くなる。こ
のため、一定回数の零交叉の出現は他の健常部と比べて
より長距離で現われる。これにより、前記Ｂ部では下に
凸の等零交叉数線群が重畳・表示される。

このように、局部病変たる嚢胞内の減衰特性は第一
に、等零交叉数線群の上，下へのずれ量として明示され
ること、第二に、減衰量の大小は、他の健常部との相対
値として、ずれ量の大きさ、すなわち、線群の間隔の大
小で明確に評価できる。

最後に、第３図（ｂ）に対応する第４図（ｂ）を用い
て、本発明によれば、反射信号の減弱による陰影が、反
射によるものか、高減衰によるものかが判別できること
を示す。

第３図（ｂ）のＣ部では、例えば、胆石の如く、強い
反射源により超音波が減弱し、それにより背後に音響陰
影が生じたものである。ところで、減衰による減弱と異
なり、反射による減弱では中心周波数の偏移は生じな
い。反射現象の周波数依存性は殆んど無視し得る位、弱
いからである。従って、反射源の背後でも、パワスペク
トラムの中心周波数は、他の健常部と変わらず、このた
め、第４図（ｂ）に示す如く、等零交叉数線のずれはわ
ずかである。

以上は、局所病変への本発明の適用例について述べた
ものであるが、本発明は、より広い臓器においても有用
である。例えば、第４図（ｃ）に模式的に示す如く、減
衰の二次元分布に応じて、等零交叉数線は折れ線状に、
また、その間隔を変えながら出現し、その形状から、臓
器内の減衰特性の分布を推定することも可能である。

なお、上記第二の発明においては、零交叉数の検出に
際して、従来用いられていなかった超音波パルスの振幅
情報を利用している。第６図において、超音波信号の欠
落が、中心周波数の弁別に影響するのは一定時間幅で規
格化する点にあったので、本発明では、信号の有無によ
って等価的に時間幅を短縮し、零交叉計数値とこの実効
時間幅との比を以って中心周波数とするものである。

すなわち、第７図において、受信RF信号（ａ）に対し
てその検波出力（破線で示されている）を求め、その大
きさと所定の閾値との出力比較を行い零交叉出力の計数
値とこの比較出力のHignレベルの時間との比を以って、
真の零交叉出力頻度λとするのである。

〔実施例〕

以下、本発明の実施例を図面に基づいて詳細に説明す
る。

第１図は前記第一の発明の一実施例を示す超音波診断
装置のブロック図である。図において、１は複数の超音
波振動子を並設して構成される超音波送受信用の配列探
触子、２は送受信口径の選択および送受信に伴う信号の
流れを変える送受信切換器、３は送信口径の各振動子を
励振駆動する送信駆動回路、４は受信口径として選択さ
れた各振動子の受信信号の位相を合せた加算や、加算信
号の対数圧縮を行う受信整相回路、５は検波回路、６は
FTC（Fast Time Constant）等の信号処理回路を示して
いる。７はアナログマルチプレクサから構成される信号
選択回路、８はAD変換器、９はＢモード像や下記の等高
線等を格納記憶する画像メモリ、11は画像表示装置、10
は上記各回路を制御する処理制御部、20はアナログコン
パレータ、21はイベントカウンタを示している。本実施
例の特徴は、上記信号選択回路7,アナログコンパレータ
20,イベントカウンタ21を設けた点にある。

上述の如く構成された本実施例の超音波診断装置にお
いて、信号選択回路７が信号処理回路６の出力ビデオ信
号を選択する場合には、通常の診断装置と同様に、生体
内の反射超音波の強度に係わるＢモード像が画像表示装
置11に表示される。

信号選択回路７が上記イベントカウンタ21の出力を選
択する場合の動作を、以下、第２図の信号図に基づいて
説明する。処理制御部10および送信駆動回路３により励
振されることにより、配列探触子１の振動子は、生体内
に超音波ビームを放射し、体内からの超音波反射信号は
該振動子により受信され、受信整相回路４で加算・圧縮
される（第２図（ｂ）：受信RF信号）。

受信RF信号は、適宣帯域制限された後、アナログコン
パレータ20により、パルス列に変換される。コンパレー
タの参照値を接地電位とすると、本コンパレータは零交
叉検出器として動作する。

パルス列は、イベントカウンタ21により計数され、計
数値がカウンタの最大計数値を越える毎にキャリ信号値
（第２図（ｄ）：カウンタcarry信号）が出力される。
上記キャリ信号は、図示されていないパルス幅拡大手段
により、表示の際に見易いように一定幅まで拡大され、
信号選択回路７の選択制御端子に印加される（第２図
（ｅ）：選択信号）。

信号選択回路７は、選択信号がHignレベルのときには
白または黒レベルを、Lowレベルのときには信号処理回
路６の出力を選択し、AD変換器８に供給する。このよう
な手順は、一定の繰り返し周期で行われ、超音波ビーム
の掃引に従って二次元超音波像が得られる（第２図
（ａ）：送信制御信号）。

上記実施例によれば、画像表示装置11には、通常のＢ
モード像に加えて、白または黒レベルの線群が重畳・表
示される。これらの線群の出現位置は、カウンタ21のキ
ャリ信号発生時刻に対応しているので、その間隔は、受
信RF信号の零交叉の頻度、換言すれば、見掛けの周波数
に反比例するわけで、前述の本発明の趣旨を具現できる
ものである。

なお、カウンタ２は、いわゆるイベントカウンタであ
ることが望ましい。すなわち、特定の深度から所定時間
間隔だけ計数動作が可能となるように、カウンタのイネ
ーブル端子を制御するのである。本実施例では、送信制
御信号の立上がりを基点として出現位置Δτの可変なイ
ネーブル信号を用いている（第２図（ｃ）:enable信
号）。これにより、Ｂモード像の任意の深度を基線とし
て、しかも、任意の関心領域内においてのみ、等零交叉
数線のずれを計測することもできる。

上記実施例においては、中心周波数の検出およびそれ
に逆比例する間隔の等零交叉数線の発生手段として、コ
ンパレータとイベントカウンタを用いたが、他のディジ
タル回路手段、例えば、AD変換器とディジタルコンパレ
ータ等を用いるようにしても良い。また、上記実施例に
おいては、等零交叉数線の出現パルス列により信号選択
回路を切換えるようにしたが、単に信号処理回路の出力
とこのパルス列とを加算しても良い。更に、画像表示装
置として、カラーCRTを用いる場合は、Ｂモード像は白
黒の高階調濃淡像として表示し、上記等零交叉数線はカ
ラー表示して両者を重畳・表示しても良い。

次に、第二の発明の実施例を示す。

第８図は前記第二の発明の一実施例を示す超音波診断
装置のブロック図である。図において、記号１〜6,8〜1
1,20および21は、先に第１図に示した実施例の構成要素
と同じ要素を示している。また、22はDA変換器、23,26
はサンプルホールド回路、24はビデオ検波信号を入力す
るコンパレータ、25は積分器、27は割算器、28は該割算
器27の出力をλ（零交叉頻度）−深度の二次元表示する
Ｘ−Ｙディスプレイを示している。なお、12は上記表示
制御を行うタイム制御部である。

上述の如く構成された本実施例の超音波診断装置にお
いて、受信整相回路４の受信RF信号出力（第９図（ｂ）
参照）は、まず、RFコンパレータ20（零交叉検出器とし
て動作）に印加され、零交叉出力パルス列を発生する。
このパルス値は、イベントカウンタ21で計数され、その
計数出力はDA変換器22により漸増する折れ線形（第９図
（ｆ）参照）に変換される。

本実施例では、超音波の送信の繰り返し期間を三等分
し、各々の時間幅を零交叉頻度の計測期間としており
（第９図（ａ）および（ｅ）参照）、イベントカウンタ
21は、各々の始めの時刻にリセットされている。

上述の如く構成することにより、DA変換器22の出力
は、この時間幅の終了点（第９図t₁,t₂およびt₃）にお
いて、それまでの零交叉頻度に比例していることにな
る。この時刻において、サンプルホールド回路23によ
り、この値は次の終了点までホールドされる。

他方、検波器５の出力（第９図（ｃ）参照）は、ビデ
オコンパレータ24に印加され、所定の閾値と比較され、
比較出力（第９図（ｄ）参照）を発生する。この信号が
Highレベルの間は、受信RF信号が存在し、Lowレベルの
間は受信RF信号が欠落していることを示している。この
比較出力は、積分器25により漸増する折れ線波形（第９
図（ｇ）参照）に変換される。

この積分出力も、計数幅信号（第９図（ｅ）参照）の
立上り，立下り時にリセットされており、この時間幅の
終了点においては、それぞれ、計数期間内に受信RF信号
が存在した時間の合計に比例する出力となる。この終了
時刻において、サンプルホールド回路26により、この出
力は次の終了時刻までその値がホールドされる。従っ
て、サンプルホールド回路23および同26の出力を入力と
する割算器27の出力（第９図（ｈ）参照）は、零交叉回
数と実効的な計数時間幅との比を与え、先に述べたよう
に、受信RF信号の欠落にかかわらず、真の零交叉頻度に
比例する出力が得られる。

この出力をＸ−Ｙディスプレイ28のＹ入力に、前記タ
イム制御部12からの超音波の繰り返し送信に対応するの
こぎり波をＸ入力に入力すれば、Ｘ−Ｙディスプレイ28
上には、縦軸が零交叉頻度を横軸が生体内の深度を表わ
す曲線が得られる。

ここで、第６図に示した受信RF信号についての実測値
を示すと次のようになる。

すなわち、RF信号の中心周波数は3.5MHzであるが、3.
6μｍの解析時間幅に対し、零交叉出力は17回であり、
従って、従来法によれば、となり、真の値7.0MHzとは大きく異なる。これに対して
本実施例の装置によれば、検波比較出力がHighレベルの
時間は2.39μｓであり、零交叉頻度は、となり、真の値に良く一致する。

本発明者等の実験によれば、従来法では、欠落の影響
で真の値の半分の値しか示されない場合があるのに対し
て、本実施例によれば、真の値の±５％以内に納まるこ
とが確認されている。

上記実施例においては、説明の都合上、計数幅信号を
送信の繰り返し時間幅の1/3としているが、もちろん、
他の幅にしても良い。この場合には、Ｘ−Ｙディスプレ
イ28には、第５図下段に示す如き周波数分析波形が得ら
れ、その勾配から生体組織の減衰定数（前記α）が求め
られる。

上記実施例においては、ビデオ領域,RF領域でのコン
パレータ出力を利用し、アナログ演算に存在したが、本
発明はこれに限定されるべきものではない。実際、受信
整相回路のRF受信出力を高速AD変換して１ラインメモリ
に格納し、これをパーソナルコンピュータ内のメモリに
転送し、上記検波および検波出力に対する比較動作,RF
信号に対する零交叉計数おおび零交叉計数値と実効計数
時間幅との比の計算等を、ソフトウェア的に処理しても
良好な結果が得られている。

また、本実施例では、Ｂモード像と周波数分析波形と
を別々のディスプレイに表示する例を示したが、これ
は、一つのディスプレイに重畳・表示しても良い。

なお、上記中心周波数の算出において、その精度が実
効計数時間を定めるビデオ帯域のコンパレータの閾値に
依存するものである。通常、この閾値は、大略、受信RF
信号のノイズレベルにとるのが望ましいが、この閾値を
大きくとり、従って実効計数時間幅に誤差が出るような
場合には、算出周波数そのもので補正することも可能で
ある。例えば第９図において、時刻t₂における中心周波
数の値が、上記閾値の設定によっては、t₁およびt₃のそ
れと大きくずれることがある。このような場合には、t₁
およびt₃の平均値を以ってt₂の値とするのである。この
ような操作は、生体内の組織の減衰特性の分布が連続的
で、急峻な変化は考えにくいことからも妥当と思われ
る。

〔発明の効果〕

本発明によれば、局部病変の背後の輝度の明暗という
曖昧さによらず、局部病変の減衰特性を明示することが
できると共に、病変による超音波信号の減弱が、反射に
よるものか減衰によるものかをも弁別することができ
る。

また、零交叉法による超音波パルスのパワスペクトラ
ムの中心周波数の弁別において、超音波反射信号の欠落
の影響を受け難くすることができる。

【図面の簡単な説明】

第１図は前記第一の発明の一実施例を示す超音波診断装
置のブロック図、第２図は第１図に示す実施例における
信号のタイムチャート、第３図はＢモード像での音響陰
影，音響エンハンスメントの説明図、第４図は実施例に
おける表示形態を示す図、第５図は零交叉法による減衰
測定の原理を示す図、第６図は従来の零交叉法の問題点
の説明図、第７図は前記第二の発明の原理を示す図、第
８図は第二の発明の一実施例を示す超音波診断装置のブ
ロック図、第９図は第８図に示す実施例における信号の
タイムチャートである。 1:配列探触子、2:送受信切換器、3:送信駆動回路、4:受
信整相回路、5:検波回路、6:信号処理回路、7:信号選択
回路、8:AD変換器、9:画像メモリ、10:処理制御部、11:
画像表示装置、12:タイム制御部、22,24:アナログコン
パレータ、21:イベントカウンタ、22:DA変換器、23,26:
サンプルホールド回路、25:積分器、27:割算器、28:X−
Ｙディスプレイ。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者片倉景義国分寺市東恋ヶ窪１丁目280番地株式会社日立製作所中央研究所内 (72)発明者池田宏国分寺市東恋ヶ窪１丁目280番地株式会社日立製作所中央研究所内 (56)参考文献特開昭59−122919（ＪＰ，Ａ) 特開昭62−109553（ＪＰ，Ａ) 特開昭60−173463（ＪＰ，Ａ) 特開昭59−218144（ＪＰ，Ａ)

Claims

(57)【特許請求の範囲】

【請求項１】超音波パルスを生体内に送信し、該生体内
からの反射波に基づきＢモード像を生成して表示する超
音波診断装置において、前記反射波の零交叉を検出する
検出手段と、該検出手段による前記零交叉の検出回数
を、予め設定された閾値に達するまで、繰返し計数する
計数手段と、前記零交叉の検出回数が前記閾値に達する
毎に、該閾値に達した時刻に対応する前記Ｂモード像上
の位置を明示する明示手段とを少なくとも有し、前記Ｂ
モード像上に、前記超音波パルスの掃引に伴い前記明示
手段で明示した位置に形成される等零交叉数線を表示す
ることを特徴とする超音波診断装置。
【請求項２】特許請求の範囲第１項に記載の超音波診断
装置において、前記検出手段は、参照値を接地電位とす
るアナログコンパレータからなり、前記計数手段は、イ
ベントカウンタからなることを特徴とする超音波診断装
置。
【請求項３】特許請求の範囲第１項、もしくは、第２項
のいずれかに記載の超音波診断装置において、前記検出
手段と前記計数手段及び前記明示手段のそれぞれの動作
を、前記超音波パルスの掃引の予め定められた期間内に
行なうよう制御する手段を設けることを特徴とする超音
波診断装置。
【請求項４】特許請求の範囲第１項から第３項のいずれ
かに記載の超音波診断装置において、前記検出手段と前
記計数手段及び前記明示手段のそれぞれの動作を、予め
定められた前記生体の深度の範囲内で行なうよう制御す
る手段を設けることを特徴とする超音波診断装置。
【請求項５】特許請求の範囲第１項から第４項のいずれ
かに記載の超音波診断装置において、前記計数手段は、
前記検出手段の前記零交叉の検出回数が前記閾値に達す
る毎にパルスを出力し、前記明示手段は、前記計数手段
からのパルスの出力に対応して、前記Ｂモード像上の信
号を、該Ｂモード像本来の信号と異なる信号に切り換
え、前記閾値に達した時刻に対応する前記Ｂモード像上
の位置を明示することを特徴とする超音波診断装置。
【請求項６】特許請求の範囲第５項に記載の超音波診断
装置において、前記明示手段は、前記計数手段の前記検
出手段から出力されたパルスの幅を拡大し、該パルスの
幅を拡大したパルス信号に前記Ｂモード像本来の信号を
切り換えることを特徴とする超音波診断装置。
【請求項７】特許請求の範囲第１項から第４項のいずれ
かに記載の超音波診断装置において、前記計数手段は、
前記検出手段の前記零交叉の検出回数が前記閾値に達す
る毎にパルスを出力し、前記明示手段は、前記計数手段
からのパルスの出力に対応して、前記Ｂモード像上の信
号に、該Ｂモード像本来の信号と異なる信号を加算し、
前記閾値に達した時刻に対応する前記Ｂモード像上の位
置を明示することを特徴とする超音波診断装置。
【請求項８】特許請求の範囲第７項に記載の超音波診断
装置において、前記明示手段は、前記計数手段の前記検
出手段から出力されたパルスの幅を拡大し、該パルスの
幅を拡大したパルス信号を前記Ｂモード像本来の信号に
加算することを特徴とする超音波診断装置。
【請求項９】特許請求の範囲第１項から第８項のいずれ
かに記載の超音波診断装置において、前記明示手段は、
前記閾値に達した時刻に対応する前記Ｂモード像上の位
置も、白もしくは黒レベルの信号で明示することを特徴
とする超音波診断装置。
【請求項１０】特許請求の範囲第１項から第９項のいず
れかに記載の超音波診断装置において、前記明示手段
は、前記閾値に達した時刻に対応する前記Ｂモード像上
の位置を、カラーで明示することを特徴とする超音波診
断装置。
【請求項１１】超音波パルスを生体内に送信し、該生体
内からの反射波の零交叉頻度を検出する超音波診断装置
であって、前記反射波の零交叉を検出する検出手段と、
該検出手段による前記零交叉の検出回数を、予め定めら
れた期間毎に、計数する計数手段と、前記予め定められ
た期間毎に、前記反射波の振幅が所定の閾値を超えた期
間を検出して積算する手段と、該積算した値で前記計数
した零交叉の検出回数を除算した値を求める手段とを少
なくとも有し、前記除算して求めた値を、前記零交叉頻
度とすることを特徴とする超音波診断装置。
【請求項１２】特許請求の範囲第11項に記載の超音波診
断装置において、前記反射波を検波する手段を設け、前
記反射波を検波した信号の振幅が所定の閾値を超えた期
間を検出して積算することを特徴とする超音波診断装
置。
【請求項１３】特許請求の範囲第11項、もしくは、第12
項のいずれかに記載の超音波診断装置において、前記予
め定められた期間は、前記超音波パルスの送信の繰返し
時間幅を任意の数に等分してなることを特徴とする超音
波診断装置。
【請求項１４】特許請求の範囲第11項から第13項のいず
れかに記載の超音波診断装置において、前記零交叉頻度
としての前記除算して求めた値を、前記生体の深さにを
対応付けたグラフを表示することを特徴とする超音波診
断装置。
【請求項１５】特許請求の範囲第11項から第14項のいず
れかに記載の超音波診断装置において、前記反射波をデ
ジタル化する手段と、該反射波をデジタル化したデータ
を記憶する記憶手段と、予め作成されたプログラムに基
づき、前記記憶手段に記憶したデータを処理し、前記反
射波の零交叉の検出、前記零交叉の検出回数の計数、前
記反射波の振幅が所定の閾値を超えた期間の検出と積
算、前記積算した値による前記計数した零交叉の検出回
数の除算を少なくとも行なう処理手段とを設けることを
特徴とする超音波診断装置。