(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
検査対象に超音波を送信し、該検査対象から反射された超音波を受信する複数の素子から構成される探触子と、複数の該素子により受信された複数の受信信号をディジタル化するディジタル変換部と、該ディジタル変換部の出力信号と第１のディジタル参照信号とを乗算する第１のミキシング部と、該第１のミキシング部の出力信号から所定の中心周波数をもつ信号を抽出する第１のフィルタ部と、該第１のフィルタ部の出力信号を遅延するディジタル遅延部と、該ディジタル遅延部の複数の出力信号を加算する加算部と、該加算部の出力信号と第２のディジタル参照信号とを乗算する第２のミキシング部と、該第２のミキシング部の出力信号を検波する検波部と、該検波部の出力信号を画像信号に変換する変換部と、該変換部の出力信号を表示する表示装置を有してなることを特徴とする超音波診断装置。
【請求項２】
検査対象に超音波を送信し、該検査対象から反射された超音波を受信する複数の素子から構成される探触子と、複数の該素子により受信された複数の受信信号をディジタル化するディジタル変換部と、該ディジタル変換部の出力信号と第１のディジタル参照信号とを乗算する第１のミキシング部と、該第１のミキシング部の出力信号から所定の中心周波数をもつ信号を抽出する第１のフィルタ部と、該第１のフィルタ部の出力信号を遅延するディジタル遅延部と、該ディジタル遅延部の複数の出力信号を加算する加算部と、該加算部の出力端に並列に接続される複数の信号処理回路とを有し、かつ、前記各信号処理回路は、前記加算部の出力信号と第２のディジタル参照信号とを乗算する第２のミキシング部と、該第２のミキシング部の出力信号から所定の中心周波数をもつ信号を抽出する第２のフィルタ部と、該第２のフィルタ部の出力信号を検波する検波部と、該検波部の出力信号を画像信号に変換する変換部とから構成され、前記各信号処理回路に於いて、前記第２のフィルタ部で、前記第２のミキシング部の出力信号から、前記各信号処理回路で相互に異なる所定の中心周波数をもつ信号が抽出されることを特徴とする超音波診断装置。
【請求項３】
請求項２記載の超音波診断装置において、前記信号処理回路は、第１の信号処理回路と第２の信号処理回路とからなり、かつ、該第１の信号処理回路及び該第２の信号処理回路は、それぞれ、前記加算部の出力信号と第２のディジタル参照信号とを乗算する第２のミキシング部と、該第２のミキシング部の出力信号から所定の中心周波数をもつ信号を抽出する第２のフィルタ部と、該第２のフィルタ部の出力信号を検波する検波部と、該検波部の出力信号を画像信号に変換する変換部とから構成され、前記第１、及び第２の信号処理回路において、前記第２のフィルタ部で、前記第２のミキシング部の出力信号から、前記第１、及び第２の信号処理回路で相互に異なる所定の中心周波数をもつ信号が抽出され、第１の中心周波数、及び第２の中心周波数の画像を得るための信号処理が並列して実行されるよう構成したことを特徴とする超音波診断装置。
【請求項４】
請求項１又は２記載の超音波診断装置において、前記第１のディジタル参照信号の周波数と前記第２のディジタル参照信号の周波数との和を、画像化する受信信号の中心周波数に一致させてなることを特徴とする超音波診断装置。
【請求項５】
請求項２記載の超音波診断装置において、異なる中心周波数の前記画像が、同一、又は異なる表示装置に表示されてなることを特徴とする超音波診断装置。
【請求項６】
請求項４記載の超音波診断装置において、前記第１のディジタル参照信号の周波数が、前記第１の中心周波数と前記第２の中心周波数との間に設定されてなることを特徴とする超音波診断装置。
【請求項７】
複数の素子から構成される探触子と、検査対象に中心周波数ωＳをもつ超音波を送信し、前記検査対象から反射された前記中心周波数ωＳをもつ超音波を受信する複数の素子ｎ（ｎ＝１、２、…、Ｎ）を選択する選択駆動回路と、前記素子により受信された受信信号をディジタル化し、前記複数の素子ｎ（ｎ＝１、２、…、Ｎ）のそれぞれに対応して設けられるディジタル変換部と、該ディジタル変換部の出力信号と、前記中心周波数ωＳと異なる周波数ωｍをもつ第１のディジタル参照信号とを乗算し、前記各素子にそれぞれ対応する前記ディジタル変換部に対応して設けられる第１のミキシング部と、該第１のミキシング部の出力信号から周波数（ωｍ−ωＳ）をもつ信号を抽出し、前記各素子にそれぞれ対応する前記第１のミキシング部に対応して設けられる第１のフィルタ部と、該第１のフィルタ部の出力信号を、前記超音波の送信の時点から受信の時点までの前記素子ｎ毎に異なる伝搬時間τｎだけ時間移動させた信号に、ｅｘｐ（−ｊωｍτｎ）を乗算し、前記各素子にそれぞれ対応する前記第１のフィルタ部に対応して設けられるディジタル遅延部と、前記複数の素子ｎ（ｎ＝１、２、…、Ｎ）のそれぞれに対応する前記ディジタル遅延部の出力信号を加算する加算部と、該加算部の出力信号と、周波数（ωＳ−ωｍ）をもつ第２のディジタル参照信号とを乗算する第２のミキシング部と、該第２のミキシング部の出力信号を検波する検波部と、該検波部の出力信号を画像信号に変換する変換部と、該変換部の出力信号を表示する表示装置とを有し、前記中心周波数ωＳをもつ中心周波数をもつ受信信号の画像化を行ない表示することを特徴とする超音波診断装置。
【請求項８】
複数の素子から構成される探触子と、検査対象に中心周波数ωＳをもつ超音波を送信し、前記検査対象から反射された前記中心周波数ωＳをもつ超音波を受信する前記複数の素子ｎ（＝１、２、…、Ｎ）を選択する選択駆動回路と、ディジタル変換部と、第１及び第２のミキシング部と、第１のフィルタ部と、ディジタル遅延部と、加算部と、検波部と、表示装置とを備えた超音波診断装置における超音波信号の処理方法において、
前記各素子により受信された複数の受信信号を、前記複数の素子ｎ（ｎ＝１、２、…、Ｎ）のそれぞれに対応して設けられる前記ディジタル変換部でディジタル化する工程と、
前記各素子にそれぞれ対応する前記ディジタル変換部に対応して設けられる前記第１のミキシング部で、前記ディジタル変換部の出力信号と、前記中心周波数ωＳと異なる周波数ωｍをもつ第１のディジタル参照信号とを乗算する工程と、
前記各素子にそれぞれ対応する前記第１のミキシング部に対応して設けられる前記第１のフィルタ部で、前記第１のミキシング部の出力信号から周波数（ωｍ−ωＳ）をもつ信号を抽出する工程と、
前記各素子にそれぞれ対応する前記第１のフィルタ部に対応して設けられる前記ディジタル遅延部で、前記第１のフィルタ部の出力信号を、前記超音波の送信の時点から受信の時点までの前記素子ｎ毎に異なる伝搬時間τｎだけ時間移動させた信号に、ｅｘｐ（−ｊωｍτｎ）を乗算する工程と、
前記複数の素子ｎ（ｎ＝１、２、…、Ｎ）のそれぞれに対応する前記ディジタル遅延部の出力信号を前記加算部で加算する工程と、
前記加算部の出力信号と、周波数（ωＳ−ωｍ）をもつ第２のディジタル参照信号と前記第２のミキシング部で乗算する工程と、
前記第２のミキシング部の出力信号を前記検波部で検波する工程と、
前記検波部の出力信号を画像信号に前記変換部で変換する工程と、
前記変換部の出力信号を前記表示装置に表示する工程とを有し、前記中心周波数ωＳをもつ受信信号の画像化を行ない表示することを特徴とする超音波信号の処理方法。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、超音波診断装置に係り、特に、超音波信号のディジタル信号処理を行なう、非破壊検査用の超音波診断装置、及び医用の超音波診断装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
図２は、ディジタル回路を用いた従来技術の超音波診断装置の構成例を示す図である。複数の素子で構成される探触子１から送信される中心周波数ωsをもつ超音波の送信信号ｓ（ｔ）は、近似的に（数１）で表現できる。Ａ（ｔ）は送信信号の包絡線の形状を示し、ｔは時間変数、ｊは虚数単位である。
【０００３】
ｓ（ｔ）＝Ａ（ｔ）×｛ｅｘｐ（ｊωsｔ）＋ｅｘｐ（−ｊωsｔ）｝…（数１）
検査対象により反射された超音波は、探触子１で受信される。探触子１の第ｎ素子による受信信号ｆn（ｔ）は、超音波の送信の時点から受信の時点までの間での伝搬時間をτnとすると、（数２）により示される。φnは、受信信号ｆn（ｔ）の位相であり（数３）で与えられる。
【０００４】
ｆn（ｔ）＝ｓ（ｔ−τn）＝Ａ（ｔ−τn）×
｛ｅｘｐ［ｊ（ωsｔ−φn）］＋ｅｘｐ［−ｊ（ωsｔ−φn）］｝…（数２）
φn＝ωsτn                                                   …（数３）
１回の超音波の送受信に用いる素子数をＮとする時、探触子１のＮ本の出力信号は、それぞれ（数２）で表わされる。伝搬時間τnは素子毎に異なる。なお、以下の説明では、１回の超音波の送受信に用いる素子ｎをチャネルｎと呼び、Ｎをチャネル数と呼ぶ。また、図１、図２、図６では、１回の超音波の送受信に用いるＮ個の素子の選択回路、及び駆動回路は、省略し図示していない。
【０００５】
受信信号ｆn（ｔ）は、ディジタル変換部２でディジタルデータに変換され、以降の信号処理は全てディジタル信号処理となる。ディジタル信号処理によりアナログ信号処理に比べ、演算精度が向上する。ディジタル変換部２には一般にＡ／Ｄ変換器が使用される。
【０００６】
ミキシング部３で、ディジタル変換された受信信号ｆn（ｔ）と（数４）で示されるディジタル参照信号ｈn（ｔ）との乗算を行なう。乗算結果ｇn（ｔ）は（数５）となる。ｈn（ｔ）は受信信号の中心周波数ωsと同一の周波数をもつ。
【０００７】
ｈn（ｔ）＝ｅｘｐ（ｊωsｔ）                                  …（数４）
ｇn（ｔ）＝ｆn（ｔ）ｈn（ｔ）＝Ａ（ｔ−τn）×
｛ｅｘｐ［ｊ（２ωsｔ−φn）］＋ｅｘｐ（ｊφn）｝           …（数５）
次に、フィルタ部４で、乗算結果（（数５））の低周波成分を抽出する。低周波成分が抽出された乗算結果は（数６）となる。フィルタ部４は、例えば、累加器や積和演算器により構成される。
【０００８】
ｇn（ｔ）＝Ａ（ｔ−τn）×ｅｘｐ（ｊφn）                     …（数６）
ディジタル遅延部５では、フィルタ部４の出力信号（数６）をτnだけ時間移動した信号にｅｘｐ（−ｊφn）を乗算する。ディジタル遅延部５の出力信号Ｖn（ｔ）は（数７）となる。出力信号Ｖn（ｔ）は、ｎに依存せずチャネルによらず一定である。
【０００９】
Ｖn（ｔ）＝ｇn（ｔ＋τn）×ｅｘｐ（−ｊφn）＝Ａ（ｔ）        …（数７）
ディジタル遅延部５の出力信号Ｖn（ｔ）は、加算部６で、１回の超音波の送受信に用いられた素子ｎ（チャネルｎ）の全てのチャネル（チャネル数Ｎ）について加算される。加算結果は、各チャネルの位相が一致するので単一チャネルの信号のＮ倍に成長する。探触子１から加算部６までのＮ本の信号数は、加算部６で１本に変換される。
【００１０】
なお、以上の説明で、ディジタル変換部２、ミキシング部３、フィルタ部４、ディジタル遅延部５での各処理は、チャネル毎に行なうので、これら各部はＮ個並列に必要である。
【００１１】
一方、目的方向以外からの受信信号は、相互に異なる位相差をもつので消滅する。以上説明した信号処理は、一般に整相加算処理と呼ばれる。この整相加算処理により、目的方向に超音波ビームを収束することができる。
【００１２】
上記の整相加算処理に関する文献として、特許第１３３３３７０号、米国特許第４１４００２２号、米国特許第４９８３９７０号がある。
【００１３】
検波部７で、加算部６の出力信号、Ｎ×Ａ（ｔ）の絶対値をとり、変換部８で、
検波部７の出力信号に対し、対数圧縮、ガンマ変換等の信号処理を行なう。変換部８の出力信号は、検査対象の断層像として、表示装置９に表示される。なお、（数７）は、一般に複素数であり、検波部７は、複素数の絶対値（実部と虚部の２乗和平方根）を計算する。
【００１４】
【発明が解決しようとする課題】
図２に示す従来技術の超音波診断装置では、画像化する受信信号の中心周波数を予め１つに決める必要がある。図２に示す従来装置では、画像化する受信信号の中心周波数は、送信信号の中心周波数と同じωsであり、ディジタル参照信号ｈn（ｔ）の周波数に等しい。図２に示す従来技術の超音波診断装置では、ディジタル参照信号ｈn（ｔ）の周波数を、画像化する受信信号の中心周波数に一致させる必要があり、画像化する受信信号の中心周波数が、予め決めた１つの周波数に限定されるという問題があった。
【００１５】
図２に示す従来技術の超音波診断装置では、フィルタ部４で、ミキシング部３の出力信号から不要成分である高周波成分（２ωs）を除去しているので、画像化する受信信号の中心周波数ωsを変化させる場合、不要成分の高周波成分の周波数も変化するので、画像化する受信信号の中心周波数に合わせてフィルタ部４の周波数特性を変化させる必要があるという問題があった。
【００１６】
フィルタ部４はチャネル毎に必要であるので、フィルタ部４の構成が複雑になると、装置の規模が大きくなり、装置が高価格になるという問題があった。
【００１７】
本発明の目的は、フィルタ部の周波数特性を変えることなく、受信信号の中心周波数が異なる複数の画像を得ることが可能な超音波診断装置を提供することにある。
【００１８】
本発明の他の目的は、受信信号の中心周波数が異なる複数の画像を得るための信号処理を並列して同時に実行でき、画像化する受信信号の中心周波数を変化させても、チャネル毎のフィルタ部の周波数特性を変える必要がない超音波診断装置を提供することにある。
【００１９】
【課題を解決するための手段】
上記の目的を達成するために、本発明の超音波診断装置は、以下のような構成を有する。
【００２０】
本発明の第１の構成では、検査対象に超音波を送信し検査対象から反射された超音波を受信する複数の素子から構成される探触子により受信された複数の受信信号は、ディジタル変換部でディジタル化される。第１のミキシング部で、ディジタル変換部の出力信号と第１のディジタル参照信号とが乗算される。
【００２１】
第１のフィルタ部で、第１のミキシング部の出力信号から所定の中心周波数をもつ信号が抽出される。第１のフィルタ部の出力信号は、ディジタル遅延部で遅延され、ディジタル遅延部の複数の出力信号が加算部で加算される。
【００２２】
第２のミキシング部で加算部の出力信号と第２のディジタル参照信号とが乗算される。第２のミキシング部の出力信号は検波部で検波され、検波部の出力信号は、変換部で画像信号に変換され、変換部の出力信号は表示装置に表示される。
【００２３】
第１の構成に於いて、第１のディジタル参照信号の周波数と第２のディジタル参照信号の周波数との和を、画像化する受信信号の中心周波数に一致させる。
【００２４】
本発明の第２の構成では、本発明の第１の構成の加算部の出力端に、加算部の出力信号と第２のディジタル参照信号とを乗算する第２のミキシング部と、第２のミキシング部の出力信号から所定の中心周波数をもつ信号を抽出する第２のフィルタ部と、第２のフィルタ部の出力信号を検波する検波部と、検波部の出力信号を画像信号に変換する変換部とから構成される信号処理回路の複数個を並列に接続する。各信号処理回路に変換部の出力信号を表示する表示装置を設けても良い。
【００２５】
第２の構成では、各信号処理回路に於いて、第２のフィルタ部で、第２のミキシング部の出力信号から、各信号処理回路で相互に異なる所定の中心周波数をもつ信号が抽出され、第２のフィルタ部の出力信号は検波部で検波される。
【００２６】
第１のディジタル参照信号の周波数と前記第２のディジタル参照信号の周波数との和を、画像化する受信信号の中心周波数に一致させる。また、相互に異なる中心周波数の画像を得るための信号処理が、並列して同時に実行される。相互に異なる中心周波数の受信信号による画像が、各信号処理回路の表示装置、又は、単一の同一の表示装置に表示される。
【００２７】
本発明の第３の構成では、本発明の第１の構成の加算部の出力端に、加算部の出力信号と第２のディジタル参照信号とを乗算する第２のミキシング部と、第２のミキシング部の出力信号から所定の中心周波数をもつ信号を抽出する第２のフィルタ部と、第２のフィルタ部の出力信号を検波する検波部と、検波部の出力信号を画像信号に変換する変換部とから構成される、第１、第２の信号処理回路を並列に接続する。第１、第２の信号処理回路に変換部の出力信号を表示する表示装置を設けても良い。
【００２８】
第３の構成では、第１、及び第２の信号処理回路に於いて、第２のフィルタ部で、第２のミキシング部の出力信号から、第１、及び第２の信号処理回路で相互に異なる所定の中心周波数をもつ信号が抽出され、第２のフィルタ部の出力信号は検波部で検波される。第１、及び第２の中心周波数の画像を得るための信号処理が、並列して同時に実行される。
【００２９】
第１のディジタル参照信号の周波数は、第１の受信信号の中心周波数と第２の受信信号の中心周波数との間に設定され、好ましくは平均値に設定される。第１の中心周波数の受信信号による画像を第１の信号処理回路の表示装置に、第２の中心周波数の受信信号による画像を第２の信号処理回路の表示装置に表示する。又は、第１、及び第２の中心周波数の受信信号による画像をそれぞれ単一の同一の表示装置に表示する。
【００３０】
本発明のディジタル超音波診断装置は、フィルタ部の周波数特性を変えることなく、異なる中心周波数の受信信号の画像化が可能であるという特徴がある。
【００３１】
また、本発明のディジタル超音波診断装置は、図２に示す従来技術の超音波診断装置に於いて、チャネル毎に必要な、ディジタル変換部２、ミキシング部３、フィルタ部４、ディジタル遅延部５の構成を何ら変えることなく、中心周波数が異なる複数の画像を得るための信号処理を並列して同時に実行でき、画像化する受信信号の中心周波数を変化させても、チャネル毎のフィルタ部４の周波数特性を変える必要がないという特徴がある。
【００３２】
さらに、本発明は、複数の素子から構成される探触子と、検査対象に中心周波数ωsをもつ超音波を送信し、前記検査対象から反射された前記中心周波数ωsをもつ超音波を受信する複数の素子ｎ（ｎ＝１、２、…、Ｎ）を選択する選択駆動回路と、前記素子により受信された受信信号をディジタル化し、前記複数の素子ｎ（ｎ＝１、２、…、Ｎ）のそれぞれに対応して設けられるディジタル変換部と、該ディジタル変換部の出力信号と、前記中心周波数ωsと異なる周波数ωmをもつ第１のディジタル参照信号とを乗算し、前記各素子にそれぞれ対応する前記ディジタル変換部に対応して設けられる第１のミキシング部と、該第１のミキシング部の出力信号から周波数（ωm−ωs）をもつ信号を抽出し、前記各素子にそれぞれ対応する前記第１のミキシング部に対応して設けられる第１のフィルタ部と、該第１のフィルタ部の出力信号を、前記超音波の送信の時点から受信の時点までの前記素子ｎ毎に異なる伝搬時間τnだけ時間移動させた信号に、ｅｘｐ（−ｊωmτn）を乗算し、前記各素子にそれぞれ対応する前記第１のフィルタ部に対応して設けられるディジタル遅延部と、前記複数の素子ｎ（ｎ＝１、２、…、Ｎ）のそれぞれに対応する前記ディジタル遅延部の出力信号を加算する加算部と、該加算部の出力信号と、周波数（ωs−ωm）をもつ第２のディジタル参照信号とを乗算する第２のミキシング部と、該第２のミキシング部の出力信号を検波する検波部と、該検波部の出力信号を画像信号に変換する変換部と、該変換部の出力信号を表示する表示装置とを有し、前記中心周波数ωsをもつ受信信号の画像化を行ない表示することを特徴とする超音波診断装置を提供する。
【００３３】
さらにまた、本発明は、下記に示す工程を有する超音波信号の処理方法を提供する。
【００３４】
（１）検査対象に中心周波数ωsをもつ超音波を送信し、該検査対象から反射された前記中心周波数ωsをもつ超音波を受信する複数の素子から構成される探触子の複数の素子ｎ（ｎ＝１、２、…、Ｎ）を選択して駆動する工程と、
（２）前記各素子により受信された複数の受信信号を、前記複数の素子ｎ（ｎ＝１、２、…、Ｎ）のそれぞれに対応して設けられるディジタル変換部でディジタル化する工程と、
（３）前記各素子にそれぞれ対応する前記ディジタル変換部に対応して設けられる第１のミキシング部で、前記ディジタル変換部の出力信号と、前記中心周波数ωsと異なる周波数ωmをもつ第１のディジタル参照信号とを乗算する工程と、
（４）前記各素子にそれぞれ対応する前記第１のミキシング部に対応して設けられる第１のフィルタ部で、前記第１のミキシング部の出力信号から周波数（ωm−ωs）をもつ信号を抽出する工程と、
（５）前記各素子にそれぞれ対応する前記第１のフィルタ部に対応して設けられるディジタル遅延部で、前記第１のフィルタ部の出力信号を、前記超音波の送信の時点から受信の時点までの前記素子ｎ毎に異なる伝搬時間τnだけ時間移動させた信号に、ｅｘｐ（−ｊωmτn）を乗算する工程と、
（６）前記複数の素子ｎ（ｎ＝１、２、…、Ｎ）のそれぞれに対応する前記ディジタル遅延部の出力信号を加算部で加算する工程と、
（７）前記加算部の出力信号と、周波数（ωs−ωm）をもつ第２のディジタル参照信号とを第２のミキシング部で乗算する工程と、
（８）前記第２のミキシング部の出力信号を検波部で検波する工程と、
（９）前記検波部の出力信号を画像信号に変換部で変換する工程と、
（１０）前記変換部の出力信号を表示装置に表示する工程とを有し、前記中心周波数ωsをもつ受信信号の画像化を行ない表示するよう構成する。
【００３５】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の実施例を図を参照して詳細に説明する。以下の実施例では、超音波信号のディジタル信号処理を行なう、医用の超音波診断装置を例にとって、説明するが、非破壊検査用の超音波装置にも同様に適用可能である。
【００３６】
（実施例１）
図１は、本発明の実施例１の超音波診断装置の構成例を示す図である。図１に於いて、第１のミキシング部１０、第２のミキシング部１１を除く構成は、図２に示す従来技術の超音波診断装置の構成と同じである。ここで、探触子１から送信される中心周波数ωsをもつ超音波の送信信号ｓ（ｔ）とすると、探触子１の第ｎ素子による受信信号ｆn（ｔ）は、超音波の送信の時点から受信の時点までの間での伝搬時間をτnとすると、（数２）と同じく、（数８）により示される。φnは、受信信号ｆn（ｔ）の位相であり、（数３）と同じく、（数９）で与えられる。
【００３７】
１回の超音波の送受信に用いる素子数をＮとする時、探触子１のＮ本の出力信号は、それぞれ（数８）で表わされる。伝搬時間τnは素子毎に異なる。
【００３８】
ｆn（ｔ）＝ｓ（ｔ−τn）＝Ａ（ｔ−τn）×
｛ｅｘｐ［ｊ（ωsｔ−φn）］＋ｅｘｐ［−ｊ（ωsｔ−φn）］｝…（数８）
φn＝ωsτn                                                   …（数９）
受信信号ｆn（ｔ）は、ディジタル変換部（Ａ／Ｄ変換器）２でディジタルデータに変換され、以降の信号処理は全て、離散値とされた（数８）を使用するディジタル信号処理となる。
【００３９】
第１のミキシング部１０で、ディジタル変換された受信信号ｆn（ｔ）と（数１０）で示されるディジタル参照信号ｈn（ｔ）との乗算を行なう。乗算結果ｇn（ｔ）は（数１１）となる。本発明では、ディジタル参照信号ｈn（ｔ）の周波数と受信信号の中心周波数ωsを異ならせることが可能である。ｈn（ｔ）の周波数をωmとおくと、
ｈn（ｔ）＝ｅｘｐ（ｊωmｔ）                                …（数１０）
ｇn（ｔ）＝ｆn（ｔ）ｈn（ｔ）＝Ａ（ｔ−τn）×
｛ｅｘｐ［ｊ（（ωs＋ωm）ｔ−φn）］＋
ｅｘｐ［−ｊ（（ωs−ωm）ｔ−φn）］｝                   …（数１１）
次に、フィルタ部４で、乗算結果（（数１１））の低周波成分を抽出する。低周波成分が抽出された乗算結果は（数１２）となる。フィルタ部４は、従来技術と同様に、累加器や積和演算器により構成される。
【００４０】
ｇn（ｔ）＝Ａ（ｔ−τn）×
ｅｘｐ｛−ｊ［（ωs−ωm）ｔ−φn］｝                     …（数１２）
ディジタル遅延部５では、フィルタ部４の出力信号（数１２）をτnだけ時間移動した信号にｅｘｐ（−ｊωmτn）を乗算する。ディジタル遅延部５の出力信号Ｖn（ｔ）は（数１３）となる。本発明では、ディジタル遅延部５で乗算される複素数を、φn＝ωsτnではなく、積ωmτnとする。出力信号Ｖn（ｔ）は、ｎに依存せずチャネルによらず一定である。
【００４１】
0004177955.tif 000002
ディジタル遅延部５の出力信号Ｖn（ｔ）は、加算部６で、１回の超音波の送受信に用いられた素子ｎ（チャネルｎ）の全てのチャネル（チャネル数Ｎ）について加算され、加算結果は（数１４）となる。
【００４２】
Ｓ（ｔ）＝Ｎ×Ａ（ｔ）×ｅｘｐ｛−ｊ（ωs−ωm）ｔ｝        …（数１４）
加算結果（（数１４））は、各チャネルの位相が一致するので単一チャネルの信号のＮ倍に成長する。探触子１から加算部６までのＮ本の信号数は、加算部６で１本に変換される。
【００４３】
加算結果（（数１４））には、一般にキャリア成分と呼ばれるｅｘｐ（−ｊ（ωs−ωm）ｔ）の項が残っている。キャリア成分は、断層像の再構成には不要であるので、本発明では、第２のミキシング部１１で、加算結果（（数１４））と（数１５）に示すディジタル参照信号ｋn（ｔ）との乗算を行なう。
【００４４】
なお、以上の説明で、ディジタル変換部２、第１のミキシング部１０、フィルタ部４、ディジタル遅延部５での各処理は、チャネル毎に行なうので、これら各部はＮ個並列に必要である。
【００４５】
探触子１から加算部６までのＮ本の信号数は、加算部６で１本に変換されているので、第２のミキシング部１１は１個で良い。（数１４）と（数１５）の乗算結果は（数１６）となる。
【００４６】
ｋn（ｔ）＝ｅｘｐ｛ｊ（ωs−ωm）ｔ｝                       …（数１５）
Ｕ（ｔ）＝Ｎ×Ａ（ｔ）×｛ｅｘｐ［−ｊ（ωs−ωm）ｔ］｝×
｛ｅｘｐ（ｊ［ωs−ωm）ｔ］｝＝Ｎ×Ａ（ｔ）              …（数１６）
検波部７で、乗算結果（（数１６））の絶対値をとる。以下、図２に示す従来技術の超音波診断装置と同様に、変換部８で、検波部７の出力信号に対し、対数圧縮、ガンマ変換等の信号処理を行なう。変換部８の出力信号は、検査対象の断層像として、表示装置９に表示される。なお、（数１６）は、一般に複素数であり、検波部７は、複素数の絶対値（実部と虚部の２乗和平方根）を計算する。
【００４７】
次に、以上説明した図１の構成に於いて、画像化する受信信号の中心周波数が変化しても、フィルタ部４の周波数特性を変える必要がないことを説明する。
【００４８】
図３、図４は、図２に示す従来技術の超音波診断装置に於ける超音波信号のスペクトル変化を説明する図である。図３（ａ）は、中心周波数ωsを３ＭＨｚ、包絡線形状Ａ（ｔ）をハニング形状とした場合の（数８）の受信信号のスペクトルの概略を示す図である。なお、図３から図８の各図に於いて、縦軸はスペクトル強度、横軸は周波数を示す。
【００４９】
（数８）の受信信号は実信号であるので、スペクトルの形状は、縦軸に関し対称である。画像化すべき受信信号のスペクトルは、周波数、−３ＭＨｚ、又は３ＭＨｚに中心をもつ何れか一方のスペクトルの中心位置を、周波数０に移動したスペクトルである。
【００５０】
図２に示す従来技術の超音波診断装置では、（数４）で、ωs＝３ＭＨｚとし、（数５）に示す乗算を行なう。乗算の結果、図３（ａ）のスペクトルは、図３（ｂ）となる。図３（ｂ）に示すように、画像化する受信信号のスペクトルは周波数０に、不要となるスペクトルは周波数６ＭＨｚに移動する。
【００５１】
次に、フィルタ部４に、例えば、図３（ｂ）に示す例のように、周波数、−３ＭＨｚから３ＭＨｚの信号を抽出する周波数特性を持たせ、必要なスペクトルを取り出し、図３（ｃ）に示すスペクトルが得られる。図３（ｃ）は画像化すべき受信信号のスペクトルそのものである。
【００５２】
図４（ａ）は、中心周波数ωsを２ＭＨｚ、包絡線形状Ａ（ｔ）をハニング形状とした場合の（数８）の受信信号のスペクトルの概略を示す図である。
【００５３】
画像化する受信信号のスペクトルは、周波数、−２ＭＨｚ、又は２ＭＨｚに中心をもつ何れか一方のスペクトルの中心位置を、周波数０に移動したスペクトルである。
【００５４】
図２に示す従来技術の超音波診断装置では、（数４）で、ωs＝２ＭＨｚとし、（数５）に示す乗算を行なう。乗算の結果、図４（ａ）のスペクトルは、図４（ｂ）となる。図４（ｂ）に示すように、画像化する受信信号のスペクトルは周波数０に、不要となるスペクトルは周波数４ＭＨｚに移動する。
【００５５】
次に、フィルタ部４に、例えば、図４（ｂ）に示す例のように、周波数、−２ＭＨｚから２ＭＨｚの信号を抽出する周波数特性を持たせ、必要なスペクトルを取り出し、図４（ｃ）に示すスペクトルが得られる。図４（ｃ）は画像化すべき受信信号のスペクトルそのものである。
【００５６】
ここで、図４（ｂ）に示すフィルタ部４の周波数特性を、図３（ｂ）に示すフィルタ部４の周波数特性と同じにすると、周波数４ＭＨｚに中心をもつ不要なスペクトルが完全に除去できず、画質が劣化する。
【００５７】
従って、図３（ｂ）と図４（ｂ）との比較より、図２に示す従来技術の超音波診断装置では、画像化する受信信号の中心周波数に対応させて、フィルタ部４の周波数特性を変化させることが必須要件であることが明らかである。
【００５８】
図４（ｂ）に示す例のように、抽出するスペクトルの周波数領域が狭いフィルタはタップ数が多くなるので、図３（ｂ）の周波数特性をもつフィルタに比べて、
回路規模が大きくなる。
【００５９】
本発明の実施例１の超音波診断装置の構成では、受信信号が図４（ａ）示すスペクトルをもつ場合でも、フィルタ部４の周波数特性を図３（ｂ）と同じにすることが可能である。
【００６０】
図５は、本発明の実施例１の超音波診断装置に於ける超音波信号のスペクトル変化を説明する図である。図５（ａ）は、中心周波数ωsを２ＭＨｚ、包絡線の形状Ａ（ｔ）をハニング形状とした場合の超音波信号のスペクトルの概略を示す図である。本発明では、（数１０）で、ωm＝３ＭＨｚとし、（数１１）に示す乗算を行なう。乗算の結果、スペクトルは図５（ｂ）となる。
【００６１】
図５（ｂ）に示すように、画像化する受信信号のスペクトルは周波数１ＭＨｚに、不要となるスペクトルは周波数５ＭＨｚに移動する。フィルタ部４の周波数性は、図３（ｂ）と同じく、周波数、−３ＭＨｚから３ＭＨｚの信号を抽出する周波数特性を持たせ、必要なスペクトルを取り出し、図５（ｃ）に示すスペクトルが得られる。
【００６２】
図５（ｃ）に示すように、中心が周波数１ＭＨｚにあるスペクトルが残り、中心が周波数５ＭＨｚにあるスペクトルが除去される。図５（ｃ）のスペクトルは加算部６の出力信号のスペクトルである。
【００６３】
画像化すべき超音波信号のスペクトルは、図４（ｃ）に示すように、中心が周波数０にある必要があり、図５（ｃ）のスペクトルはそのままでは画像化できない。
【００６４】
そこで、本発明では、（数１５）で、ωs＝２ＭＨｚ、即ち、（ωs−ωm）＝−１ＭＨｚとし、（数１６）に示す乗算を行なう。乗算の結果、図５（ｃ）のスペクトルは、図５（ｄ）のスペクトルとなり、画像化すべき図４（ｃ）のスペクトルと同じである。
【００６５】
本発明の実施例１の超音波診断装置の構成で、中心周波数３ＭＨｚの受信信号の画像化を行なう場合には、ωs＝３ＭＨｚとし、（数１０）で、ωm＝３ＭＨｚとし、（数１１）に示す乗算を行なう。乗算の結果、スペクトルは図３（ｂ）と同じとなる。
【００６６】
図３（ｂ）に示すように、画像化する受信信号のスペクトルは周波数０に、不要となるスペクトルは周波数６ＭＨｚに移動する。フィルタ部４の周波数特性は、
周波数−３ＭＨｚから３ＭＨｚの信号を抽出する周波数特性を持たせ、必要なスペクトルを取り出し、画像化すべき受信信号のスペクトルそのものである、図３（ｃ）と同じスペクトルが得られる。
【００６７】
以上説明したように、本発明の実施例１の超音波診断装置の構成では、フィルタ部４の周波数特性を変えることなく、中心周波数３ＭＨｚ、２ＭＨｚ両方の受信信号の画像化が可能である。また、先に説明したように、第２のミキシング部１１は１個あれば良い。ミキシング回路１個の追加により、フィルタ部４の構成を簡素化できるので、装置の小型化、低価格化に大きく貢献する。
【００６８】
（実施例２）
図６は、本発明の実施例２の超音波診断装置の構成例を示す図である。図６は、
図１に示す超音波診断装置の構成のうち、チャネル毎に必要な、ディジタル変換部２、ミキシング部３、フィルタ部４、ディジタル遅延部５の構成を変えることなく、中心周波数の異なる受信信号を複数、同時に画像化して表示する超音波診断装置の構成例である。
【００６９】
図６に示す超音波診断装置の構成のうち、チャネル毎に必要な、ディジタル変換部２、第１のミキシング部１０、フィルタ部４、ディジタル遅延部５の構成は、図１に示す超音波診断装置の構成と同じである。図６に示す超音波診断装置の構成は、図１の示す超音波診断装置の構成に於いて、第２のミキシング部１１以降の信号処理を行なう、第１、及び第２の信号処理回路を並列に持ち、第１、及び第２の信号処理回路に於いて、第２のミキシング部１１と検波部７の間に第２のフィルタ部１２を設けたものである。
【００７０】
第１の信号処理回路は、第２のミキシング部１１ａ、第２のフィルタ部１２ａ、
検波部７ａ、変換部８ａ、表示装置９ａから構成され、第２の信号処理回路は、第２のミキシング部１１ｂ、第２のフィルタ部１２ｂ、検波部７ｂ、変換部８ｂ、
表示装置９ｂから構成される。
【００７１】
図６に示す超音波診断装置の構成は、例えば、高調波イメージングに於いて、効果を発揮する。高調波イメージングとは、周波数ｆ0の超音波信号を送信し、受信信号の高調波成分（例えば、２ｆ0成分）を画像化する手法である。この手法によれば、受信信号の基本波成分（ｆ0成分）を画像化する通常のイメージングに比べ、音響Ｓ／Ｎを大きく改善できる。
【００７２】
図７、図８は、本発明の実施例２の超音波診断装置に於ける超音波信号のスペクトル変化を説明する図である。図７（ａ）は、周波数２ＭＨｚの受信信号のスペクトルを、高調波成分である４ＭＨｚ成分まで含めて示す。高調波成分のスペクトル強度は、基本波成分に比べ小さい。
【００７３】
図２に示す従来技術の超音波診断装置では、受信信号の基本波成分で画像化する場合には、（数４）で、ωs＝２ＭＨｚとする。受信信号の高調波成分で画像化する場合には、（数４）で、ωs＝４ＭＨｚとする。しかし、図２に示す従来技術の超音波診断装置では、受信信号の基本波成分の画像と、受信信号の高調波成分の画像を同時に処理して、表示できなかった。
【００７４】
受信信号の基本波成分の画像と、受信信号の高調波成分の画像を同時に処理して、表示するために、図２に示す従来技術の超音波診断装置に於いて、ミキシング部３以降の信号処理を行なう、第１及び第２の信号処理回路を並列に持ち、第１及び第２の信号処理回路を、それぞれ、ミキシング部３、フィルタ部４、ディジタル遅延部５、加算部６、検波部７、変換部８、表示装置９で構成することが考えられる。
【００７５】
第１の信号処理回路のミキシング部でωs＝２ＭＨｚとして乗算を行ない、第２の信号処理回路のミキシング部でωs＝４ＭＨｚとして乗算を行なえば、受信信号の基本波成分の画像と、受信信号の高調波成分の画像を同時に画像化できる。
【００７６】
しかし、ミキシング部３、フィルタ部４、ディジタル遅延部５は、チャネル数分だけ用意する必要があるので、回路規模が膨大になる。
【００７７】
図６に示す超音波診断装置の構成では、（数１０）で、受信信号の基本波２ＭＨｚと受信信号の高調波４ＭＨｚの平均周波数である、ωm＝３ＭＨｚとして（数１１）に示す乗算を行なう。乗算の結果、図７（ａ）のスペクトルは、図７（ｂ）となる。図７（ｂ）に示すように、画像化する受信信号のスペクトルは周
波数、−１、１ＭＨｚに、不要となるスペクトルは周波数５、７ＭＨｚに移動する。
【００７８】
受信信号の基本波成分を画像化する場合には、周波数１ＭＨｚに中心をもつスペクトルを残し、受信信号の高調波成分を画像化する場合には、周波数、−１ＭＨｚに中心をもつスペクトルを残す必要がある。ミキシング周波数（ωm＝３ＭＨｚ）を、受信信号の基本波と受信信号の高調波の周波数の平均値としたので、画像化する２つの受信信号のスペクトルの中心周波数は、縦軸に関し対称である。
【００７９】
図７（ｂ）に示すように、フィルタ部４には、図３（ｂ）と同じ周波数特性を持たせる。フィルタ部４の出力信号のスペクトルは、図７（ｃ）となる。遅延処理、加算処理は、スペクトル形状を変えないので、加算部６の出力信号のスペクトルも、図７（ｃ）と同じである。
【００８０】
次に、並列に用意された第２のミキシング部１１ａ、１１ｂが、別々の周波数移動を行なう。第２のミキシング部１１ａでは、（数１５）で、ωs＝４ＭＨｚとし、（ωs−ωm）＝１ＭＨｚとして、（数１４）と（数１５）との乗算を行なう。乗算の結果、スペクトルは、図８（ａ）となる。
【００８１】
図８（ａ）に示す周波数特性を第２のフィルタ部１２ａに持たせ、高調波成分のスペクトルのみを通過させる。即ち、周波数０に中心をもつスペクトルを残す。
【００８２】
図８（ｂ）は、第２のフィルタ部１２ａの出力信号のスペクトルを示す。
【００８３】
第２のミキシング部１１ｂでは（数１５）で、ωs＝２ＭＨとし、（ωs−ωm）＝−１ＭＨｚとして、（数１４）と（数１５）との乗算を行なう。乗算の結果、
スペクトルは、図８（ｃ）となる。
【００８４】
図８（ｃ）に示す周波数特性を第２のフィルタ部１２ｂに持たせ、受信信号の基本波成分のスペクトルのみを通過させる。即ち、周波数０に中心をもつスペクトルを残す。図８（ｄ）は、第２のフィルタ部１２ｂの出力信号のスペクトルを示す。
【００８５】
加算部６の出力信号に対してフィルタリングを行なうので、第２のフィルタ部１２ａ、１２ｂは、全体で２個でよく、フィルタの回路規模が大きくなる場合でも、装置全体の価格、規模に大きな影響を及ぼさない。
【００８６】
なお、検波部７ａ、７ｂ、変換部８ａ、８ｂ、表示装置９ａ、９ｂの動作は、図１に示す実施例１と同じである。また、変換部８ａ、８ｂの出力信号を、１つの表示装置にまとめて表示することも可能である。
【００８７】
以上の説明では、受信信号の基本波成分の画像と、受信信号の高調波成分の画像を同時に画像化して同時表示する場合、ωmを、受信信号の基本波と受信信号の高調波の周波数の平均周波数とした。（数１０）のωmが、任意の周波数の場合でも、図７（ｂ）に示すフィルタ部４の周波数特性を変えて、（数１５）で、ωsを、受信信号の基本波の周波数、又は受信信号の高調波の周波数とする限り、（数１６）は不変であり、受信信号の基本波成分の画像と、受信信号の高調波成分の画像とを同時にイメージングできる。
【００８８】
しかし、実際の超音波診断装置では、ディジタル遅延部５に於ける時間移動量は離散的であり、最小単位が、例えば、ディジタル変換部２のサンプリング時間に等しい。即ち、正確にτnだけ、信号を時間移動させることは難しい。
【００８９】
時間移動量に誤差が含まれると、（数７）は変化しないが、（数１６）は変化する。これを以下で説明する。
【００９０】
図２に示す超音波診断装置では、（数７）に於いて、時間移動の影響を受けるのは包絡線成分のみである。包絡線の周期はサンプリング時間に比べて十分に大きいので、時間移動に含まれるサンプリング時間未満の誤差は問題にならず、（数７）は変化しない。
【００９１】
しかし、図１、図６に示す超音波診断装置では、（数１３）に於いて、キャリア成分も時間移動の影響を受ける。キャリアの周期は、サンプリング時間に比べ十分に大きいとは言えない。従って、時間移動に誤差がある場合には、先ず、（数１３）が変化する。
【００９２】
（数１２）に対する実際の時間移動をＴnとし、時間移動の誤差を（数１７）により定義する。
【００９３】
Δτn＝Ｔn−τn                                            …（数１７）
ディジタル遅延部５により（数１２）で示される信号をＴnだけ時間移動させて、ｅｘｐ（−ｊωmτn）を乗算する。なお、複素乗算の精度は演算回路の計算精度に依存するので、サンプリング時間とは無関係に十分に細かくできる。ディジタル遅延部５の出力信号は（数１８）に示すＶn（ｔ）となる。
【００９４】
0004177955.tif 000003
ここで、包絡線の周期は、サンプリング時間に比べ十分に大きいので、（数１９）が成立すると近似する。
【００９５】
Ａ（ｔ＋Δτn）＝Ａ（ｔ）                                   …（数１９）
但し、ｅｘｐ項中のΔτnは、無視できない。Δτnはチャネル毎に異なるので、
加算部６で、１回の超音波の送受信に用いられた素子ｎ（チャネルｎ）の全てのチャネル（チャネル数Ｎ）について、Ｖn（ｔ）を加算した結果は、（数２０）に示すＳ（ｔ）となる。
【００９６】
Ｓ（ｔ）＝Ａ（ｔ）×｛ｅｘｐ［−ｊ（ωs−ωm）ｔ］｝×
｛Σｅｘｐ［−ｊ（ωs−ωm）Δτn］｝                     …（数２０）
（数２０）、（数２１）に於いて、加算記号Σは、チャネル数Ｎについての加算を表わす。第２のミキシング部１１により、（数１１）に示すディジタル参照信号ｋn（ｔ）との複素ミキシングを行なう。（数１４）と（数２０）との乗算結果は、（数２１）に示すＵ（ｔ）となる。
【００９７】
Ｕ（ｔ）＝Ａ（ｔ）×｛Σｅｘｐ［−ｊ（ωs−ωm）Δτn］｝   …（数２１）
即ち、時間移動に誤差Δτnが含まれる場合には、（数１６）は（数２１）となる。例えば、ディジタル変換部２のサンプリング時間を４０ｎｓ、実際の時間移動Ｔnを、サンプリング時間の整数倍とすれば、Δτnの絶対値は、最大で２０ｎｓである。
【００９８】
ここで、ωm＝３ＭＨｚとすれば、ωs＝２ＭＨｚ、ωs＝４ＭＨｚの何れの場合にも、（ωs−ωm）Δτnは、最大で（１／５０）波長にできる。一般に超音波のビーム形成では、（ωs−ωm）Δτnは、（１／３２）波長以下であれば無視できるとされているので、（数２１）での誤差は無視できる範囲内にある。
【００９９】
しかし、例えば、ωm＝２．２ＭＨｚとすれば、ωs＝２ＭＨｚの場合には、（ωs−ωm）Δτnは、最大で（１／２５０）波長であるが、ωs＝４ＭＨｚの場合には、（ωs−ωm）Δτnは、最大で（１／２８）波長となる。この場合、受信信号の基本波成分では（数２１）での誤差は無視できるが、受信信号の高調波成分では数（２１）での誤差は無視できない。
【０１００】
即ち、ωmを、受信信号の基本波の周波数と受信信号の高調波の周波数の平均値にすると、何れの周波数に於いても、（数２１）に於ける誤差を小さくできる利点がある。
【０１０１】
なお、受信信号の２つの異なる周波数成分を画像化して同時に表示する場合、２つの周波数は、受信信号の基本波と受信信号の高調波に限定されるものではなく、任意の所定の２つの周波数に設定可能である。
【０１０２】
【発明の効果】
以上説明した如く、本発明によれば、フィルタ部の周波数特性を変えることなく、中心周波数の異なる受信信号の画像化が可能である。
【０１０３】
更に、受信信号の中心周波数が異なる複数の画像を得るための信号処理を並列して同時に実行でき、画像化する受信信号の中心周波数を変化させても、チャネル毎のフィルタ部の周波数特性を変える必要がなく、高画質の断層像が得られるディジタル超音波診断装置を実現できる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の実施例１の超音波診断装置の構成例を示すブロック図。
【図２】ディジタル回路を用いた従来技術の超音波診断装置の構成例を示すブロック図。
【図３】図２に示す従来技術の超音波診断装置に於ける超音波信号のスペクトル変化を説明する図。
【図４】図２に示す従来技術の超音波診断装置に於ける超音波信号のスペクトル変化を説明する図。
【図５】本発明の実施例１の超音波診断装置に於ける超音波信号のスペクトル変化を説明する図。
【図６】本発明の実施例２の超音波診断装置の構成例を示すブロック図。
【図７】本発明の実施例２の超音波診断装置に於ける超音波信号のスペクトル変化を説明する図。
【図８】本発明の実施例２の超音波診断装置に於ける超音波信号のスペクトル変化を説明する図。
【符号の説明】
１…探触子、２…ディジタル変換部、３…ミキシング部、４…フィルタ部、５…ディジタル遅延部、６…加算部、７、７ａ、７ｂ…検波部、８、８ａ、８ｂ…変換部、９、９ａ、９ｂ…表示装置、１０…第１のミキシング部、１１、１１ａ、１１ｂ…第２のミキシング部、１２ａ、１２ｂ…第２のフィルタ部。
【図１】
0004177955.tif 000004
【図２】
0004177955.tif 000005
【図３】
0004177955.tif 000006
【図４】
0004177955.tif 000007
【図５】
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【図６】
0004177955.tif 000009
【図７】
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【図８】
0004177955.tif 000011