超音波診断装置
【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。
【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。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
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。
【背景技術】
【０００２】
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）＝ｄ２｛（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１４−１，１４−２に送られる。一方、基準信号発生器２０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１６−１，１６−２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ｆｄ＋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（Moving 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ＤＳＣ（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。
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【００１５】
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。
【課題を解決するための手段】
【００２０】
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】
すなわち、請求項１に記載の発明は、配列された複数の超音波振動子を有する超音波プローブと、所定の相互時間間隔をもって、被検体内の異なる二以上の方向に対して超音波を送信する送信手段と、受信指向性を前記所定の相互時間間隔をもって切換ながら前記異なる二以上の方向のそれぞれから得られる反射波を受信する受信手段と、前記受信によって得られた受信信号に基づいて超音波画像を生成する画像生成手段と、前記超音波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である。
【発明の効果】
【００２２】
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。
【００２３】
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。
【発明を実施するための最良の形態】
【００２４】
以下、図面を参照しながら本発明の実施形態を説明する。
【００２５】
（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。
【００２６】
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。
【００２７】
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。
【００２８】
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。
【００２９】
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。
【００３０】
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。
【００３１】
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。
【００３２】
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。
【００３３】
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Ｓ１、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。
【００３４】
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、４Δｔ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＋Δθ（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。
【００３５】
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。
【００３６】
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。
【００３７】
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。
【００３８】
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。
【００３９】
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。
【００４０】
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。
【００４１】
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。
【００４２】
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。
【００４３】
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（τｓ０）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。
【００４４】
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。
【００４５】
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。
【００４６】
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。
【００４７】
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。
【００４８】
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。
【００４９】
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。
【００５０】
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。
【００５１】
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−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。
【００５２】
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２０〜３０μｓｅｃ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。
【００５３】
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。
【００５４】
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。
【００５５】
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。
【００５６】
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。
【００５７】
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。
【００５８】
これらの２つのトリガパルスはたとえばＲＯＭ（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。
【００５９】
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４５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。
【００６０】
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。
【００６１】
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。
【００６２】
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。
【００６３】
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。
【００６４】
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。
【００６５】
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。
【００６６】
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。
【００６７】
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。
【００６８】
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。
【００６９】
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。
【００７０】
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。
【００７１】
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。
【００７２】
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。
【００７３】
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。
【００７４】
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。
【００７５】
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。
【００７６】
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。
【００７７】
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。
【００７８】
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２３０４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。
【００７９】
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。
【００８０】
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，・・・５７６の方向に受信指向性を順次変化させ、送信よりも２Δｔ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。
【００８１】
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。
【００８２】
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。
【００８３】
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。
【００８４】
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。
【００８５】
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。
【表１】
【００８６】
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。
【００８７】
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。
【００８８】
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。
【００８９】
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。
【００９０】
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。
【００９１】
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。
【００９２】
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。
【００９３】
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。
【００９４】
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。
【００９５】
（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。
【００９６】
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。
【００９７】
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。
【００９８】
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。
【００９９】
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。
【０１００】
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。
【０１０１】
（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。
【０１０２】
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。
【０１０３】
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。
【０１０４】
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。
【０１０５】
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。
【０１０６】
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。
【図面の簡単な説明】
【０１０７】
【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】
【０１０８】
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
【技術分野】
【０００１】
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。
【背景技術】
【０００２】
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）＝ｄ２｛（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１４−１，１４−２に送られる。一方、基準信号発生器２０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１６−１，１６−２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ｆｄ＋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（Moving 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ＤＳＣ（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。
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【００１５】
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。
【課題を解決するための手段】
【００２０】
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】
すなわち、請求項１に記載の発明は、配列された複数の超音波振動子を有する超音波プローブと、所定の相互時間間隔をもって、被検体内の異なる二以上の方向に対して超音波を送信する送信手段と、受信指向性を前記所定の相互時間間隔をもって切換ながら前記異なる二以上の方向のそれぞれから得られる反射波を受信する受信手段と、前記受信によって得られた受信信号に基づいて超音波画像を生成する画像生成手段と、前記超音波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である。
【発明の効果】
【００２２】
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。
【００２３】
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。
【発明を実施するための最良の形態】
【００２４】
以下、図面を参照しながら本発明の実施形態を説明する。
【００２５】
（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。
【００２６】
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。
【００２７】
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。
【００２８】
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。
【００２９】
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。
【００３０】
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。
【００３１】
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。
【００３２】
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。
【００３３】
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Ｓ１、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。
【００３４】
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、４Δｔ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＋Δθ（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。
【００３５】
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。
【００３６】
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。
【００３７】
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。
【００３８】
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。
【００３９】
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。
【００４０】
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。
【００４１】
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。
【００４２】
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。
【００４３】
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（τｓ０）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。
【００４４】
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。
【００４５】
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。
【００４６】
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。
【００４７】
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。
【００４８】
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。
【００４９】
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。
【００５０】
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。
【００５１】
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−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。
【００５２】
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２０〜３０μｓｅｃ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。
【００５３】
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。
【００５４】
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。
【００５５】
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。
【００５６】
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。
【００５７】
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。
【００５８】
これらの２つのトリガパルスはたとえばＲＯＭ（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。
【００５９】
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４５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。
【００６０】
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。
【００６１】
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。
【００６２】
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。
【００６３】
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。
【００６４】
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。
【００６５】
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。
【００６６】
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。
【００６７】
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。
【００６８】
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。
【００６９】
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。
【００７０】
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。
【００７１】
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。
【００７２】
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。
【００７３】
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。
【００７４】
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。
【００７５】
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。
【００７６】
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。
【００７７】
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。
【００７８】
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２３０４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。
【００７９】
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。
【００８０】
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，・・・５７６の方向に受信指向性を順次変化させ、送信よりも２Δｔ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。
【００８１】
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。
【００８２】
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。
【００８３】
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。
【００８４】
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。
【００８５】
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。
【表１】
【００８６】
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。
【００８７】
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。
【００８８】
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。
【００８９】
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。
【００９０】
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。
【００９１】
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。
【００９２】
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。
【００９３】
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。
【００９４】
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。
【００９５】
（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。
【００９６】
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。
【００９７】
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。
【００９８】
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。
【００９９】
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。
【０１００】
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。
【０１０１】
（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。
【０１０２】
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。
【０１０３】
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。
【０１０４】
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。
【０１０５】
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。
【０１０６】
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。
【図面の簡単な説明】
【０１０７】
【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】
【０１０８】
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
【特許請求の範囲】
【請求項１】
配列された複数の超音波振動子を有する超音波プローブと、
所定の相互時間間隔をもって、被検体内の異なる二以上の方向に対して超音波を送信する送信手段と、
受信指向性を前記所定の相互時間間隔をもって切換ながら前記異なる二以上の方向のそれぞれから得られる反射波を受信する受信手段と、
前記受信によって得られた受信信号に基づいて超音波画像を生成する画像生成手段と、
前記超音波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１】
配列された複数の超音波振動子を有する超音波プローブと、
所定の相互時間間隔をもって、被検体内の異なる二以上の方向に対して超音波を送信する送信手段と、
受信指向性を前記所定の相互時間間隔をもって切換ながら前記異なる二以上の方向のそれぞれから得られる反射波を受信する受信手段と、
前記受信によって得られた受信信号に基づいて超音波画像を生成する画像生成手段と、
前記超音波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。
【図１】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図７】
【図８】
【図９】
【図１０】
【図１１】
【図１２】
【図１３】
【図１４】
【図１５】
【図１６】
【図１７】
【図１８】
【図１９】
【図２０】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図７】
【図８】
【図９】
【図１０】
【図１１】
【図１２】
【図１３】
【図１４】
【図１５】
【図１６】
【図１７】
【図１８】
【図１９】
【図２０】
【公開番号】特開２０１０−１１０６４２（Ｐ２０１０−１１０６４２Ａ）
【公開日】平成２２年５月２０日（２０１０．５．２０）
【国際特許分類】
【出願番号】特願２０１０−８２４２（Ｐ２０１０−８２４２）
【出願日】平成２２年１月１８日（２０１０．１．１８）
【分割の表示】特願２００８−７６７１３（Ｐ２００８−７６７１３）の分割
【原出願日】平成１０年２月１０日（１９９８．２．１０）
【出願人】（０００００３０７８）株式会社東芝 (54,554)
【Ｆターム（参考）】
【公開日】平成２２年５月２０日（２０１０．５．２０）
【国際特許分類】
【出願日】平成２２年１月１８日（２０１０．１．１８）
【分割の表示】特願２００８−７６７１３（Ｐ２００８−７６７１３）の分割
【原出願日】平成１０年２月１０日（１９９８．２．１０）
【出願人】（０００００３０７８）株式会社東芝 (54,554)
【Ｆターム（参考）】
[ Back to top ]