JPH01164355A - ドップラー超音波装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 〔発明の技術分野〕 本発明は超音波映像の分野に関し、特に、医用のドツプ
ラ超音波映像装置に関する。更に詳細にハ は、本発明は心臓血管超音波流動写像に使用し、血液の
流動と心臓壁の運動との識別を向上させることができる
改良された信号選別法に関する。

〔従来技術とその問題点〕

医療診断の目的に超音波映像を使用することは良く知ら
れている。特に、超音波は成る心臓病の診断における補
助として２０年以上使用されて来た。最近、心臓ドツプ
ラー超音波法が心臓の血液流量を評価する際の重要な道
具として認購されるようになった。ドツプラー超音波映
像法では、静止物体からの反射がゼロ周波数の（すなわ
ち、中間周波数の）信号を発生する。移動物体から戻る
反響信号のドツプラー周波数ずれは、しかし、目標の瞬
時速度とともに単調に変化する。心臓ドツプラー測定法
の良好ではあるが簡潔な論評はＨｅｗｌｅｔｔ−Ｐａｃ
ｋａｒｄ　Ｊｏｕｒｎａｌ　、Ｊｕｎｅ　１９８６　。

ｐｐ２０〜２５のＲ［、σＣｏｎｎｅｌｌ、Ｊｒ、によ
る「心臓診断におけるドツプラー超音波の役割」、同誌
ｐ９２６〜３１０Ｐ　、　Ａ、　Ｍａｇｎｏｎによる「
ドツプラー効果二沿革と理論」、同誌ｐｐａｓ〜４０の
り、　Ｉ。

Ｈａｌｂｅｒｇ　　等による「ドツプラーずれ超音波を
利用する血液流情報の抽出」、および同誌ｐｐ４５〜４
８のＢ、　Ｆ、　Ｈｕｎｔ等による「ドツプラー超音波
サブシステムのディジタル処理チェーン」に記載されて
いる００’Ｃｏｎｎｅｌｌ　の論文に記されているよう
に、ドツプラ一方程式には心臓病の評価に使用する場合
に制約を課す重要な二つの特徴がある。

第１の特徴は当該流速と入射超音波ビームとの間の角度
である。最も正確な速度はこの角度が非常に小さいとき
に測定される。しかしながら、狭窄、逆流、または分路
の各障害によって生ずる高速噴射のような一定の心臓異
常、あるいは心臓の欠陥を探るとき、流れの正確な角度
は未知であり、最高の最大速度が得られるまで変換器を
移動または回転する必要がある。方程式の別の重要な特
徴は血液流を調べるのに使用する周波数と発生した周波
数すれとの間の比例関係である。この関係のため、パル
ス・ドツプラー測定と連続波（Ｃ〜Ｖ）ドツプラー測定
とが共に屡々利用される。

従来の典型的な医療用超音波映像システムはフェーズド
１アレー（ｐｈａｓｅｄ　ａｒｒａｙ　）　変換器、ス
キャナ・ユニット、および信号処理表示ユニットを使用
している。スキャナ・ユニットはアナログ信号調節、ビ
ーム形成、および超音波範囲からもっと便利な中間周波
数（１，Ｆ）範囲への信号変換を行う。（典型的なビー
ム形成動作と走査機能との詳細はＨｅｗｌｅｔｔ−Ｐａ
ｃｋａｒｄ　Ｊｏｕｒｎａｌ　、　Ｊｕｎｅ１９８６、
ｐｐ４１〜４４のＳ、　Ｍ、　Ｋａｒｐによる「ドツプ
ラー測定用超音波映像スキャナの変形」に述べられてい
る。）処理表示ユニットは変換器の出力に含まれている
所定の情報を抽出し処理しゃすくするためのアナログ１
．Ｆ、（＠号をディジタル形態に変換し、ディジタル・
サンプルを処理する。表示処理ユニットは白黒（単色）
映像の他にカラー映像を備えることもできる。単色モー
ドは典型的には、血液流をカラーモードで示して、解剖
学的細部を示すのに使用される。典型的なシステムでは
、２次元単色映像は患者の扇形（すなわち、弓形状）走
査領域を毎秒約３０フレームの割合で表示して示すこと
ができる。カラーモード映像は単色映像を変位させて、
走査扇形の一部（最大１００％まで）に重ねることがで
きる。表示上の各画素の位置で、単色信号かカラー信号
かが表示される。

あるいは、二つの信号を成る仕方で混合することができ
る。

カラー映像は典型的には色分は血流写像であって５色分
けは血流の局部的速度と乱れとを示す。

典型的な市販のシステムでは、速度は赤と青の濃淡で示
され、赤は変換器に向う流れを示し、青は変換器から遠
ざかる流れを示しており、あるいはその逆となっている
。時には別の色をスケールの一部処混合して所定の範囲
内の流れに注意を集中させることができる。色の強さあ
るいはａ淡は変換器に向う、あるいは遠ざかる流れの速
さを表わす。緑の濃淡を加えて乱流を表わすことがある
。

速度はドツプラー周波数偏移法を利用して測定されるが
、これは周知である。乱流は速度のサンプル間での一貫
性に基いて計算される。残念ながら、変換器出力で受信
した（すなわち、反響した）信号は移動血液からの反射
によるドツプラーずれ成分ばかりでなく、血管、心臓壁
、および弁のような組織構造の運動からの反射によるド
ツプラー成分をも含んでいる。最も重要なのは、心臓壁
は絶えず動いており、しかも血液より密度が太きいから
、心臓壁は血流自身から発生する信号より振幅がかなシ
大きい（ただし一般的に周波数が低い）実質的なドツプ
ラー信号の源となっている。従って信号処理表示ユニッ
トの主な機能は血流による信号を心臓壁の運動によるも
ののような別の外来信号からなるべく離して分離するこ
とである。（これら外来信号を「クラッタ」と言うこと
がある。）血流信号をクラッタから分離するにはクラッ
タ排除フィルタと速度サンプル排除システムとを用いる
。クラッタ排除フィルタは受信した（すなわち、戻った
反響）ドツプラー信号を周波数に応じて減衰（または増
大）する。その利得は血流信号の方がクラッタ信号より
大きい（血流の方が速度が速いから血流信号の方が周波
数が高い）。受信信号はこのように選別されてから、サ
ンプルされ、サンプルから速度計算が行われる。次に各
計算速度値が速度サンプル排除システムにより一定の排
除（すなわち、有効性）判定基準に従って「選別」され
る。その振幅（またはその振幅の少くとも一つ）が所定
の合否しきい値より下であるサンプルから求められた速
度は信頼できないと考えられ、従って速度サンプル排除
システムにより「捨てられる」（すなわち、これらは表
示もされないし、以後の計算に使用されることもない）
。

〔発明の目的〕

本発明は医療用超音波システムにおいて「クラッタ」か
ら血流情報を抽出し、より良好な信号対雑音比を与える
改良されたシステムを提供する。

〔発明の概妾〕

従来は、速度サンプル排除システムに使用される信号処
理は、血流反響を反射信号内の他のドツプラー成分から
分離するのに、サンプルの周波数依存選別機能を利用し
ていた。すなわち、所定のしきい値より低い振幅を有す
る受信信号サンプルは捨てられた。しきい値はすべての
周波数について同じであった。

本発明は先行技術のものと同じクラッタ排除フィルタと
速度決定システム（または同等のクラッタ排除フィルタ
と速度決定手段）を使用する。ただし、先行技術とは対
照的Ｋ、本発明は、これら要素と組合せて、速度依存（
すなわち、周波数依存）排除選別を実現する速度サンプ
ル排除システムを利用する。すなわち、合否しきい値は
周波数の関数である。最適には、速度依存しきい値関数
の形状はクラッタ排除フィルタの減衰伝達関数の形状と
厳密に合致している。このようにして、低速度サンプル
（低いドツプラー周波数偏移に対応する）に対し、排除
しきい値は高速度サンプルに対するよりも実質的に低く
なる。排除レベルは信号が１．　Ｆ、から偏移するにつ
れて単調に増加する。

この種の周波数依存クラッタ排除選別により、−例のク
ラッタ排除フィルタの場合、信号対雑音比（すなわち、
クラッタ排除）が約１２ｄＢだけ改善されることがわか
っている。

〔発明の詳細な説明〕

さて第１図に目を転すると、本発明を利用することがで
きる形式のドツプラー超音波システム１０のブロック図
が示されている。市場から入手できるこのような従来の
システムの一つはマサチュセッツ州アンドーバーのヒユ
ーレット・バクカード社医療製品グループにより販売さ
れているＨＰ７７０２０型フェーズド争アレー超音波シ
ステムである。このシステムはフェーズド・アレー超音
波変換器１２、スキャナ・ユニット１４、および処理表
示ユニット１６を利用している。スキャナ・ユニット１
４は超音波エネルギの指向性ビームを発生するように変
換器１２を制御する信号を発生し、変換器列が検出した
反響を受信（および随意に選別し、増幅）する。変換器
列の出力は所定の周波数、すなわち１．　Ｆ、の周りに
中心を有するアナログ・ドツプラー偏移信号である。

スキャナ・ユニット１４からの信号は処理表示ユニット
（ＰＤＵ）１６に供給される。このＰＤＵユニット１６
のブロック図は第２Ａ図および第２Ｂ図に示しである。

ＰＤＵの第１段は可変利得増幅器１８である。この増幅
器の利得はオペレータが手動セットする。増幅器１８の
出力は帯域工。

Ｆ、フィルタ２２を通って進む。１．Ｆ、フィルタ２２
は、典型的にはＩＭＨｚから３ＭＨｚまでの中間周波数
の全範囲を通過させる。１．Ｆ、フィルタ２２は戻り反
響の信号対雑音比を最適化するのに使用されるが、ドツ
プラー信号はやはり抽出しなければならない。サンプリ
ング−プロセスはドツプラーずれを検出するのに、従っ
て、患者の身体の所定の深さでの血液速度を求めるのに
使用される。（一般に、帯域フィルタ２２の出力は、局
部発振器から変換器に向う信号成分を減衰するために、
ノツチ・フィルタ（図示せず）を介して供給される。こ
のような成分は信号処理を妨害する可能性があるからで
ある。） パルス・ドツプラー・モードでは、変換器により患者の
身体内部に伝達された信号はパルス繰返し周波数（ＰＲ
Ｆ　）の高調波のエネルギだけを含んでいる。他方、戻
シ反響は２種類の源、静止組織と非静止組織（血液を含
む）から発生する成分を含んでいる。静止組織からの反
響は、放射信号と同様、ＰＲＦ高調波のエネルギだけを
含んでいる。対して、移動目標からの反響は、ドツプラ
ー方程式が記述するように、ＰＲＦ高調波から目標の速
度に比例する量だけずれた周波数のエネルギを含んでい
る。システムはこれら周波数ずれ（偏移）を検出するよ
うに設計されている。

２種類の反響の和（選別された１、　Ｆ、出力における
）がアナログ・ディジタル変換器（ＡＤＣ）２４によシ
サンプルされ、ＡＤＣは複素サンプルを供給する。サン
プリング動作のタイミングは線路２６に供給されるサン
プリング・クロツクで制御される。サンプルは各すべて
のパルス繰返し区間（ＰＲＩ、ただしＰＲＩ＝１／ＰＲ
Ｆ）に所定のサンプル体積の深さに対応する特定の時刻
に採取される。実質的に、サンプリングのプロセスはＰ
ＲＦの各高調波とその直接スペクトルとをベースバンド
まで変換し、合計することと言い直すことができる。ス
ペクトルは周波数ＰＲＦ／２（ナイキスト周波数トと言
う）を中心として対称となる。実用的な一つの意味にお
いて、順方向および逆方向の流れを単一サンプラだけで
見分けることはできないということである。

流れの方向を見分けることができるようにするのに、直
交（ｑｕａｄｒａｔｕｒｅ）サンプリングが屡々行われ
る。直交システムでは、１対のサンプラが設けられる。

サンプラの最初の一つがサンプルを取ってから、第２の
サンプラが同じ信号の別のサンプルを取る。二つのサン
プリングの間の遅れはＩ。

Ｆ、の周Ｍ／４である。２組のサンプルの間の進み遅れ
の位相関係が流れの方向の情報を示す。他に、第２のサ
ンプラを設けることで、ドツプラー帯域幅が効果的に倍
化され、−（ナイキスト周波数）から＋（ナイキスト周
波数）までの偏移を見分けることができるようになる。

代りに、従来の直交ベースバンド混合システムを使用す
ることができ、その出力をサンプルして複素サンプルを
作る。

従来のクラッタ排除フィルタ２８は不必要なドツプラー
信号を除去するのに使用される。これら不必要な信号は
主として「壁信号」である　すなわち、静止しているか
ゆっくり動いている心臓や血管壁からの反射の他に、変
換器と調査中の流動体積との間の組織からの反射である
。このような壁信号は典型的には血液から受けた反響の
１００倍も大きく、血液の運動からの反響よりはるかに
低い周波数のドツプラー偏移として区別される。クラッ
タ排除フィルタ２８はこの周波数離隔を利用して低周波
壁信号を減衰させるので、低周波壁信号によって所定の
血流データが不明瞭になることはない。第３図は曲線４
０でクラッタ排除フィルタの典型的な応答を示している
。

次にドツプラー処理システム３２は選別した信号を復号
して「、・クラッタ排除した」ドツプラー周波数情報を
サンプル体積の各空間点で速度情報に変換する。これら
生の速度計算値は直ちに表示されることはない。そうで
はなく、速度サンプルを先づ速度サンプル排除システム
により「良」サンプルと「不良」サンプルとに分離する
。「不良ｊサンフルは捨て、循環平均器（Ｃ１ｒｃｕｌ
ａｒ　Ａｖｅｒａｇｅｒ３３は「良」サンプルだけを使
用して各点の平均速度を算出する。ステージ３３におけ
る速度測定値の平均化はいわゆる「循上壊」平均化プロ
セスであって、速度は複素変数として表わされるという
事実を考慮し、絶対値の計算により行われる。平均され
た速度データは映像メモリと走査変換サブシステム３４
とに供給され、走査変換サブシステム３４はサンプル体
積内の血流測定値を表わす映像を示すために表示モニタ
３６を制御する信号を発生する。

本発明はクラッタ排除選別および関連の速度サンプル排
除システムとの特徴により先行技術から区別される力ｔ
、これには速度によってしきい値を変え、速度サンプル
の「良さ」と「悪さ」とを区別している。従来の速度サ
ンプル排除システムの応答は第３図の、クラッタ応答曲
線４０に重ねた、曲線４２（周波数非依存速度合否しき
い値関数）で示す平らなしきい値関数により表わされる
。縦座標はクラッタ排除フィルタについては利得を示す
が排除しきい値関数については振幅を示す。不発明では
、対照的に、第４図の曲線４６に示すとおりの排除しき
い応答を利用している。この排除しきい値関数（周波数
依存速度合否しきい値関数）４６はクラッタ・フィルタ
応答４４を周波数に応じて階段状に近似したものである
。曲線４６の関数を使用すればｔｌ）曲線４２のしきい
値関数により受入れられることになっていた大振幅高速
信号（既にクラッタ・フィルタの利得関数にさらされた
）が排除され、（２）複数のレベルを使用することがで
きるときは、必要以上に高いレベルにセントされた一定
しきい値では排除されることになっていた低速小振幅の
血流信号が受入れられる。第４図には詠除しきい値関数
４６は四つのレベルを持つように示しである。このよう
に選んだのは、例示のために過ぎず、システム設計者は
本発明の精神を逸脱することなく別のレベル数を選択す
ることができる。しきい値レベルの遷移点（たとえば、
点４７Ａ、４７Ｂ、４７Ｃ）の位置は経験的に決めるこ
とができる。

本発明の周波数依存排除応答は合格判定基準に合致しな
い−すなわち、その振幅がしきい値関数より低い反響に
基く一速度サンプルを（それ以後の処理から）ふるい落
す装置によって行われる。

（「速度サンプル」という言葉は幾らか誤った名称であ
り、速度は計算されるのであってサンプルされるのでは
ないことに注意。それにもかかわらず１本文では、各速
度計算値を屡々サンプルと呼ぶ。）速度の計算は微分位
相測定に基いているから、各速度値には実際には二つの
信号サンプルが必要である。このように速度サンプルの
合否はその速度値を計算するのに使用する１対の信号サ
ンプルの受入れ可能性によって決まる。各サンプルは複
素値であるーすなわち、大きさと位相とを備えている。

したがって、合否判定基準は四つの変数すなわち二つの
大きさと二つの位相とＫよって変る。別の述べ方では、
排除関数は二つの反響サンプルの振幅と速度計算値とに
よって変る（位相差をサンプリング周期で割ったものが
速度であるから）。

この動作を行うシステムを第２Ａ図および第２Ｂ図に示
す。クラッタ排除フィルタ２８の、線路５２への、複素
出力は角度・大きさ変換ＲＯＭ（すｋわち、読出し専用
記憶装置）５４により復号される。ＲＯＭ５４は各サン
プルの位相（線路５５Ａへ）と大きさ（線路５５Ｂへ）
とを発生する。この位相と大きさとの情報はライン・バ
ンファと呼ばれる一時メモリ、５６．に格納される。シ
ステムは走査した各扇形部を連続して隣接する多数の走
査線に分割する。各走査線は多数のサンプル「点」（す
なわち、小体積）に細分され、このサンプル点で局部ド
ツプラー測定値が取られる。ライン拳バッファ５６は一
つの走査線から次の走査線まで各線についてのサンプル
を格納する。（典型的には、走査ビームが次の線に動く
前に線を連続して数回サンプルすることができる。）別
のＲＯＭ（「速度・排除関数発生器Ｊ　ＲＯＭ、あるい
はＶＲＦＧ　　ＲＯＭと言５　）６０はＲＯＭ５４から
線路５５Ａおよび５５Ｂを通して現行の各サンプルの位
相と大きさとの情報を受取り、一方ラインバッファ５６
から同じ空間位置での前のサンプルに対する同等の情報
を受取る。ＶＲＦＧ　　ＲＯＭには二つの任務がある。

すなわち位相情報を復号して線路６２に速度サンプルを
与える信号（ＶＥＬＯＣＩＴＹ）を発生すると共に、線
路６４に速度排除関数（ＲＥＪＥＣＴすなわち排除信号
を縮めたもの）を発生する。ＶＥＬＯＣＩＴＹ信号はサ
ンプル間の角度の進みをＰＲＩで割って計算される。

ＲＥＪ　１ｆｌｃＴ信号は第１状態で排除しきい値を現
在のサンプルが超えた（すなわち、サンプルが「良」で
ある）ことを示し、第２状態で排除しきい値を超えなか
った（すなわち、サンプルが「不良」である）ことを示
す２進信号である。（後者の状態のとき、ＲＥＪＥＣＴ
信号は「出力された（ａｓｓｅｒｔｅｄ　）　Ｊまたは
「存在する」と言われる。）循環平均ステ−シロ６はｖ
ＲＦＧＲＯＭ６０から二ツノ出力を受すなわち、ＲＥＪ
ＥＣＴ信号が発生されると、線路６２にある速度値は無
視されるか捨てられる。これは前の速度サンプルと平均
されず、また表示もされない。

第５図は角度・大きさ変換ＲＯＭ５４の動作に関する高
次の流れ図を示す。ステップ８２で、それぞれ７ビツト
で符号化されているドツプラー・サンプルの実数データ
部と虚数データ部とを受取る。サンプルの大きさベクト
ル（ＭＡＧＶＥＣ）　　は次にステップ８４で実数デー
タと虚数データとの平方の和を平方根として計算される
。次に大きさは２ビツトの変数ＭＡＧＲＥＪに符号化さ
れる（ステップ８６）。並行して、サンプル・ベクトル
の角度は５ビツトの変数ＶＡＬＵＥに評価される（ステ
ップ８８）。もちろん、各変数に使用するピッ　トの数
は成る程度設計の選択事項である。

同様に、第６図はＶＲＦＧ　　ＲＯＭ６０の動作の高レ
ベル流れ図を示す。このＲＯＭへの入力（ステップ９２
）はＮＥＷＡＮＧＬＥ　（新しいまたは現在のサンプル
に対する角度値）および０ＬＤＡＮＧＬＥ（ライン・バ
ッファからの、先行走査のサンプルに対する角度値）と
いう１対の５ビツトの角度値と、それぞれＭＡＧＶＥＣ
Ｉ　（現在のサンプルに対して）およびＭＡＧＩＣ２（
先行サンプルに対して）と記されている対応する１対の
２ビツトの大きさの値とである。速度を計算するには、
０ＬＤ−ＡＮＧＬＨの値をまずＮＥＷＡＮＧＬＥの値か
ら差引き（ステップ９４）、ＤＥＬＴＡと呼ぶ変数を作
る。次に、ＤＥＬＴＡを対応する５ビツトの速度値ＶＥ
ＬＯＣＩＴＹに符号化する（ステップ９６）。

このような符号化は速度が角度変化ＤＥＬＴＡに数学的
に関係しているため可能である。すなわち、Ｖｈ：ＬＯ
ＣＩＴＹ＝ＤＥＬＴＡ／ＰＲ％。排除Ｎ　号ＲＥＪＥＣ
Ｔは、ステップ９８で、ＶＥＬＯＣＩＴＹの値と二つの
大きさＭＡＧＶＥＣｌおよびＭＡＧＶＥＣ２との関数と
して発生される。

この関数は、ＶＥＬＯＣＩＴＹの所定の値に対し。

て・ＭＡＧＩ：Ｃ１またはＭＡＧＶＥＣ２カｔその速度
範囲について設定されたしきいレベルより低イ場合にＲ
ＥＪＥＣＴ信号を発生する目的に役立つ。

第４図に戻ると、排除関数はしきい値破線４６の下の斜
線を施した区域４９で定義される。排除関数に対しては
、第４図の縦座標は反響の振幅を表わすが、反響の振幅
はＭＡＧＶＥＣ１およびＭＡＧＶＥＣｚの値として符号
化されることになる。

たとえば、１．Ｆ、からｆ！までの周波数範囲において
、（両側は１．　Ｆ、に関して対称であるから、スペク
トルの右半分だけを考える）、ＲＥＪＥＣＴ（Ｋ号はＭ
ＡＧＶＥＣ１ｔ？、：ＪｉＭＡＧＶＥｃ２がＴｔ、１小
さい場合に発生される。ｆ、からｆｚまでの周波数範囲
では、しきい値はＴ２まで増加し、以下同様に増加する
。または、システムは最初ＭＡＧＶＥＣｘとＭＡＧＶＥ
Ｃ２の小さい方を調べ、対応する周波数でそれらの振幅
が受入れ可能な範囲内にあることをチエツクし確認する
。

線路６２と６４とに乗っているＶＥＬＯＣＩＴＹ信号と
ＲＥＪ　ＥＣＴ信号とは乱流計算器１０２にも加えられ
る。乱流計算器１０２は同じ空間位置での連続するサン
プル間の値の分散の量を計算する。乱流計算器１０２は
ＲＥＪＥＣＴ信号により制御され、合否判定基準に合格
しない速度サンプルを無視する。乱流計算は循環平均と
共にオプションの空間フィルタ１０４に供給される。空
間フィルタ１０４はメジアン嗜フィルター、平均フィル
タ、あるいは他の形式の映像を強調するフィルタとする
ことができる。

最後に、処理された映像は表示装置３６に表示される。

このように本発明の概念と一実施例について説明してき
たが、各種の変更、修正、および改良が当業者によって
実施可能である。

〔発明の効果〕

前記に詳述した本発明の一実施例からも明らかなように
、速度値の排除を行う基準を速度に依存した値としたの
で、クラッタ排除フィルタに適合し信号対雑音比の向上
が計られるので、実用に供して有益である。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明の一実施例を用いるドツプラ超音波シス
テムの高次ブロック図、第２Ａ図と第２Ｂ図は第１図の
システムの処理及び表示ユニットのブロック図を構成す
る図、第３図は第２Ａ図のクラッタ排除フィルタ２８の
利得応答を示し、同時に平坦で周波数非依存速度合否し
きい値関数を重畳して示す図表、第４図は前記クラッタ
排除フィルタ２８の利得応答の他の例を示し、同時に周
波数依存速度合否しきい値関数の一例を重畳して示す図
表、第５図は第２Ａ図のＲＯＭ５４の動作に対する高次
流れ図、第６図は第２Ａ図のＶＲＦＧＲＯＭ６０の動作
に対する高次流れ図である。 １２：変換器 １４：スキャナーユニノト １６：処理表示ユニット。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １　変換器と、スキャナ・ユニットと、それらに接続さ
   れ、前記変換器が受信したドップラ反響から患者血流に
   対応する信号を抽出する手段と、前記反響のサンプリン
   グ手段、該反響からクラッタを排除する手段、前記患者
   体内の所定の点における前記血流の速度を前記サンプリ
   ング手段からの一対の時間間隔を隔てたサンプルから計
   算する手段と、前記速度の値が所定の合否判定基準に合
   格しないときに速度値排除信号を発生する手段と、該速
   度値排除信号に応答して、該速度値排除信号が発生しな
   いとき該速度の値の各点でその平均を求める手段を有す
   る医用超音波装置において、 所定の速度依存判定基準に対して速度値の振幅と前記一
   対のサンプルの振幅を比較するようにし、前記一対のサ
   ンプルの一方が該速度依存判定基準に合格しないときは
   、常に前記速度値排除信号を発生する手段を含むことを
   特徴としたドップラー超音波装置。