JPH03162837A

JPH03162837A - 医用超音波装置

Info

Publication number: JPH03162837A
Application number: JP1303741A
Authority: JP
Inventors: Yasuto Takeuchi; 康人竹内
Original assignee: Yokogawa Medical Systems Ltd
Current assignee: GE Healthcare Japan Corp
Priority date: 1989-11-22
Filing date: 1989-11-22
Publication date: 1991-07-12

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】（産業上の利用分野）本発明は医用超音波装置に関し、特に送波電力の利用率
の優れたＣ　Ｔ　Ｆ　Ｍ　（Ｃｏｎｔ１ｎｕｏｕｓ　Ｔ
ｒａｎｓ　−ｍｌｓｓｌｏｎ　Ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ　Ｍ
ｏｄｕｌａｔｉｏｎ）方式を川いた白黒Ｂモード像付き
カラーＭＴＩ表示の医用超音波装置に関する。

（従来の技術）医用超音波装置は、超音波を被検体内に照射し、組織や
病変部から反射してくる超音波を受信して画像表示する
ことにより診断する装置である。この装置による方式に
は次のようなものがある。

（イ）パルスエコ一方式（ロ）パルスドブラ方式又はパルスＭＴ１方式（ハ）連
続波ドプラ方式（二）ＣＴＦＭ方式バルスエコ一方式は、超音波信号を送受波する超音波探
触子を体表に当てて、パルス変調された超音波高周波信
号を被検体内に送波し、反射体から反射された超音波信
号を受波して組織や病変部の体表からの距離情報により
被検体の断層象をＰＢモード表示によって得て、正常な
画像との相異を観察することにより、被検体における疾
病の有無及びその程度等を判断する方式である。

バルスドブラ方式又はパルスＭＴ１方式は、血流や心臓
等の運動もしくは移動する物体からの反射波が受けるド
ブラ効果による周波数偏移を測定して、反射体の移動速
度や運動速度の情報を得る方式である。

連続波ドプラ方式も上記のパルスドプラ方式と同様に反
射体の移動速度や運動速度の情報を得る方式で前記のバ
ルスドブラ方式とは、送波信号がパルスでなく、連続波
である点で異なっている。

ＣＴＦＭ方式は、定率で上昇又は下降する繰り返し波形
で周波数変調された連続波を送波する方式で、この方式
の原理を第６図に示す。第６図に示す場合はダウンチャ
ープ波形を用いた例であって、アップチャープ波形を用
いた場合も本質的に同じである。図において、横軸には
時間ｔ１縦軸には周波数ｆが取ってある。１は送波信号
の周波数の軌跡で、その周期はτである。２は近いエコ
ー源からのエコーの周波数の軌跡、３は遠いエコー源か
らのエコーの周波数の軌跡である。図に示すように送波
点から離れた地点にあるエコー源からのエコーは、送波
信号と乗積検波すると、距離に比例したビード周波数と
なって現れる。即ち、送波信号の周波数軌跡１と、近い
エコー源からの反射波の周波数軌跡２との同一時刻にお
ける周波数から得られるビード周波数はｆ，であり、遠
いエコー源からのエコーの周波数軌跡３における同一時
刻における周波数から得られるビード周波数はｆ２であ
って、ｆ１と１２との比は送波点からの距離に比例して
いるため、このビード周波数をスペクトラムアナライザ
で分析すれば、体表からエコー源までの距離分布データ
が得られるものである。

（発明が解決しようとする課題）ところで、上記の各方式の得失を比較してみると、第７
図のようになる。即ちパルスエコ一方式とＣＴＦＭ方式
は反射体の距離情報を精度良く得ることができるが、速
度情報を得ることはできない。連続波ドブラ方式は反射
体の速度情報を得ることはできるが、距離情報を得るこ
とはできない。

バルスドプラ方式又はパルスＭＴＩ方式は距離情報と速
度情報とを得ることはできるが、バルスエコ一方式と同
様に距離情報の精度を上げるためにデューティサイクル
を小さく選んであって、送波信号の利用効率（全送波時
間に対する実質送波時間の比）は非常に悪い。連続波ド
プラ方式とＣＴＦＭ方式とは、得られる情報が距離情報
と速度情報の何れか一方であるが、送波信号の利用効率
は良好である。以上の各方式を比較してみると、それぞ
れ一長一短があって、距離情報と速度情報の両者の獲得
と良好な送波信号の利用効率による動作のすべてを満足
させる方式は無い。

本発明は上記の点に鑑みてなされたもので、その目的は
、距離情報と速度情報の両者を得ながら送波信号の利用
効率の良好な医用超音波装置を実現することにある。

（課題を解決するための手段）前記の課題を解決する本発明は、電圧上昇のレートと電
圧下降のレートが等しい鋸波信号を発生する鋸波発生回
路と、該鋸波発生回路の出力の鋸波信号に基づいて等し
いレートで周波数が変化するアブプチャーブとダウンチ
ャープの合成されたＦＭ信号を発生するｖＣＯと、受信
されたＦＭ信号を送信信号を参照信号として復調し、エ
コー源の送波点からの距離に対応する時間差に比例する
ビード周波数の信号を出力する復調器と、アップチャー
プとダウンチャープのそれぞれからの２種類のビード周
波数の信号を周波数分析してＡモード像信号を出力する
ＦＦＴと、前紀ＦＦＴの出力の前記２種類の信号の和と
差の演算を行い、エコー表示信号とドプラシフト表示信
号を出力する画像処理回路と、該画像処理回路の出力信
号を受けて白黒表示のエコー画像とカラー表示のドプラ
シフト画像を表示する表示装置とを具備することを特徴
とするものである。

又、アップチャープとダウンチャープの周波数特性が逆
の２信号を送信して逆の周波数特性の２信号を同時に受
信するようにする方式を採用したものであってもよい。

（作用）等しいレートで電圧が上昇下降する鋸波で変調されたＦ
Ｍ信号を発生して送信し、受信したエコー信号を送信信
号を参照信号として復調し、アップチャープ時とダウン
チャープ時の２信号を周波数分析して２種類のＡモード
信号を得、これの和と差の信号によりエコー表示とドブ
ラ表示を同時に白黒表示とカラー表示により表示する。

又、アップチャープ信号とダウンチャープ信号とを同時
に送信させるようにして、アップチャープ時とダウンチ
ャープ時の２信号を同時に採取するようにすることは有
効である。

（実施例）以下、図面を参照して本発明の実施例を詳細に説明する
。

第１図は本発明の一実施例の概略構或ブロック図である
。図において、１１は前半の半周期に直線的に電圧が上
昇し、後半の半周期に前半と等しいレートで直線的に電
圧が下降する形状の鋸波を発生する鋸波発生回路である
。１２は人力電圧に比例した周波数の信号を発生するＶ
ＣＯ　（電圧制御発振器）で、鋸波発生回路ｌ１の出力
の鋸波信号により、半周期には周波数が直線的に上昇し
、次の半周期には周波数が直線的に下降する、所謂アッ
プチャープとダウンチャープのＦＭ波を前半と後半の１
組とした波形の信号を出力する。このＦＭ波は送信増幅
器１３において増幅され、送信用トランスデューサ１４
で同じＦＭ波の超音波信号に変換されて送波される。

被検体内のエコー源から反射されて帰って来た超音波信
号は受信用トランスデューサ１５で受信されて電気信号
に変換され、受信増幅器１６で増輻される。１７は受信
信号とＶＣＯ１２からの送信信号との乗算を行う復調器
で、その出力の２信号の和の周波数の出力はＢＰＦ　（
帯域濾波器）１８で遮断され、差のビード周波数のみが
ＢＰＦＩ８を通過する。１つは人力アナログ信号をディ
ジタル信号に変換するＡＤ変換器、２０は人力信号にフ
ーリエ変換を施して周波数分析を行うＦｔ’Ｔである。

ＦＦＴ２０においては、アップチャープとダウンチャー
プのそれぞれから受けたビード信号を周波数分析して２
個のＡモードデータを出力する。２１は２個のＡモード
データを受けて、その和からエコー源の強度分布を、差
からドプラシフトの分布を求める画像処理回路、２２は
画像処理回路２１の出力を受けて、強度分布信号を白黒
表示、ドプラシフト分布信号をカラー表示する表示装置
である。２３は鋸波発生回路１１に同期信号を送って鋸
波信号を発生させ、又、ＦＦＴ２０及び画像処理回路２
１にその動作タイミングを制御する信号を送るシーケン
スコントローラである。

次に上記のように構成された実施例の動作を説明するが
、その説明に先立って本発明の因って来たる原理を説明
する。

第２図は実施例の装置でＣＴＦＭソナーの出力ビードの
スペクトラムが決まる様子を示す図で、（イ）図は送信
用トランスデューサとエコー源との位置関係を示す図、
（ロ）図は送波信号とエコー信号及びそれから得られる
ビード周波数の関係を示す図である。（イ）図において
、送信用トランスデューサ１４から近い距離ｄ，にある
エコー源を■とし、遠い距離ｄ２にあるエコー源を■と
する。（ロ）図においては、縦軸に周波数ｆを取り、横
軸に経過時間を取ってある。ここに示す波形は時間に対
して周波数が変化する波形で、アップチャープ部を往路
、ダウンチャープ部を復路と呼ぶことにする。

今、送波信号の波形の周波数がピークに達する時刻をａ
とする。この信号がエコー源■から反射されてエコーが
帰投してくる時刻をｂ１エコー源■から反射されてエコ
ーが帰投してくる時刻をＣとする。ｂ−ａが時間で表し
たエコー源■の送信用トランスデューサ１４からの距離
であり、Ｃ　−ａが同じくエコー源■からの時間表示の
距離である。時刻ｂにおける送波信号は復路における周
波数で、エコー信号との間に図のような周波数差があり
、２信号からビード周波数を作り、距Ｍｔａ報（Ａモー
ド像データ）を得ようとするものである。

今、復路上の或る時刻１，において、エコー源■のエコ
ーの威すビード周波数をｆ’、エコー源■のエコーの成
すビード周波数をｆ，とすると、往路上の或る時刻ｔ２
におけるエコー源■及び■のエコーの或すビード周波数
もｒ．，ｒｂ′？：ある。

ただし、往路からのエコーと復路からのエコーによって
得られる信号の周波数は、送信信号の周波数に対して、
前者は低く、後者は高いという点で光なっている。即ち
、両者の信号には１８０”の位相差がある。このように
ビード周波数【．とｆ，とはエコー源への距離をそのま
ま表す値となっている。

第３図は往路と復路における同一エコー源からのエコー
信号によってエコー源の強度情報とドプラシフト信号と
が得られる原理の説明図である。

（イ）図は横軸にビード周波数ｆ１縦輔に強度を取った
時の２信号の周波数軸上の位置を示す図で、ｐは動かな
いエコー源からの往路におけるエコと復路におけるエコ
ーのビード周波数のスベクトラムを示した図で、両者の
周波数に変化はなく、重なって現れている。ｑは動いて
いるエコーの往路と復路におけるビード周波数のスペク
トラムを示した図で、往路と復路で出現位置が僅かに異
なっている。（口）図は往路信号によるエコーと復路信
号によるエコーによるビード周波数の差を求めて得られ
た信号の図で、動かないエコー源からのエコーのビード
周波数の差は零となっているが、動くエコー源によるも
のの差は図示のような波形となる。（ハ）図は（ロ）図
の差信号を積分した値で、動いているエコー源からのエ
コーで得られる結果は図のような波形の信号となって、
その振幅がドプラシフトの程度、即ち速度を表している
。

以上の結果を得るための原理と条件を更に詳しく考察す
る。ＣＴＦＭ方式の送波信号が往路のアップチャープ信
号と、復路のダウンチャープ信号の時では、固定物体か
らは同じビード周波数が得られるが、ドプラシフトを有
するエコーから得られるビード周波数はエコー周波数の
送信周波数からのずれが正負逆になるため、エコー源の
移動によるエコーのビード信号の時間軸上の出現位置（
ビン）のずれが、往路時と復路時とでは正反対になる。

この現象に基づいて固定或分とドプラ成分とを分離する
ことができる。即ち、第２図に示すようにアップチャー
プとダウンチャープの変化のレートを揃えておいて、ビ
ード周波数をＦＦＴ２０により処理して得られる２つの
Ａモード像をパワーの段階で加算すれば、大略ドプラシ
フトの影響のないＡモード像が得られ、差を求めれば固
定成分は消えてドプラシフト戊分のみが残る。従って前
者を白黒表示、後者を（ハ）図のように積分処理した後
カラー表示すれば、目的を達することができる。

以上に説明した原理が医用という前提で実川上動作する
のには幾つかの前提条件が必要である。

先ず、往路と復路における２つのビード周波数の差から
ドプラシフトの分布に直す手法は次のようにする。即ち
ＦＦＴ出力のパワースベクトラムで靜止していれば、ｋ
番目のビンに１００％有った筈のエコーが自身のドプラ
シフトの為に往路において（ｋ＋１）番目のビンにその
パワーのη％が移り、ｋ番目のビンには（１００−η）
％が残ったとする。復路では（ｋ−１）番目のビンにη
％移る（第３図（ロ）図のｑ）。そこでこれらの差を取
ると（ｋ＋１）番目のビンで突出し、ｋ番目のビンで零
、（ｋ−１）番目で凹むという形のデータ（（口）図）
となる。これをｋ番目のビンのドプラシフトとして評価
するには左から右へ（又は右から左へ）積分すればよい
。幾つかのビンに蹄がって、或いは幾つかのビンに分布
したドプラシフトがあっても、同様に差を取って積分す
れば、方向も含めたドプラシフトの分布データが得られ
る。

以上のことは次の２つの条件を必要とする。

（イ）ドプラシフトの有るビンのパワーは隣りのビンに
のみ移る。（その１つ先のビンには行かない）（口）移るパワーはドプラシフトを有するエコーのエネ
ルギー、即ちドプラシフトのシフト幅（シフト周波数）
に比例する。

この内、（ロ）の条件は総エネルギー収支が合わなくて
もよいということであれば左程厳密ではないが、（イ）
の条件は必須要件である。これは、分析に付したビード
データの各回の時間幅の逆数が１つのビンの周波数スロ
ットを決めるからで、チャーブ幅が中心周波数に比して
一応小さいとして考える。

（超音波の中心周波数）Ｘ（ドプラシフト幅）≦１／２
ｘ　（１つのビンの周波数スロット）という条件を必要
とする。つまり、起り得る最大のドプラシフトに対して
もこの条件に適うようにチャープレート又は分析時間幅
、若しくは繰り返し周波数を決定する。式中において、
１／２は±１８０６まで許容するということと同義であ
り、より厳密には≦１／４Ｘ（１つのビンの周波数スロ
ット）の方が±９０″までを意味して好ましい。

この範囲内であればｌつおいて先のビンまでは波及しな
い。

次に第１図の回路に戻り、その動作を説明する。

鋸波発生回路１１はシーケンスコントローラ２３からの
クロック人力に同期した繰り返し周波数の鋸波を発生す
る。この鋸波は電圧が一定のレートで上昇し、クロック
人力で下降に転じ、上昇時と等しい負のレートで下降す
る三角波である。この鋸波はＶＣＯ１２に入力され、Ｖ
ＣＯ１２は人力電圧の変化に比例した周波数で発振して
、アップチャープとダウンチャープで１周期を構或する
ＦＭ信号を発生する。このＦＭ信号は送信増幅器１３に
おいて増幅された後、送信用トランスデューサ１４で超
音波に変換されて被検体内に送波される。

被検体内のエコー源から反射されて帰投したエコーは、
受信用トランスデューサ１５で受波され、電気信号に変
換された後受信増幅器ｌ６で増幅され、復調器１７に人
力される。復調器１７にはＶＣＯ１２から送信信号が参
照電圧として人力されて居り、２信号の乗算による復調
を行っている。

エコー源が第２図（イ）図に示すようにエコー源■であ
ると、送信信号の周波数変化の曲線が第２図（口）図の
実線のように変化するのに対し、エコー源■からのエコ
ーの周波数変化は一点鎖線で示すように変化する。従っ
て送信波形の下降波形の時点である復路の或る時刻に帰
投したエコーの周波数ｆ，は復調器１７に参照信号とし
て人力されるその時刻における送信信号の周波数ｆ，よ
りも高く、復調器１７の出力は２信号の周波数の和のｆ
，＋ｆ，と差のｆ，−ｆ．−ｆ．の２つの信号である。

第２図（口）図に示すように送信波形の往路の或る時刻
に帰投したエコーの周波数ｆ　％　は同じく参照信号と
して入力されるその時刻における送信信号の周波数ｆ，
／　よりも低く、復調器１７の出力は周波数がｆ　ｔ　
　＋　ｆ　，’　とｆ．　　−ｆ，　　−ｆ．の２信号
である。復調器１７の出力はＢＰＦ１８に人力され、高
い周波数である和の周波数は遮断されて差の周波数ｆ．
が出力される。エコー源が第２図（イ）図に示すように
遠い距離にあるエコー源■であると、その差の周波数ｆ
．は周波数ｆ．よりも高い周波数となる。

ＢＰＦ１８の出力の差の周波数の信号はＡＤ変換器１つ
でディジタル信号に変換されてＦＦＴ２０に入力される
。ＦＦＴ２０は人力信号゛を周波数分析して、周波数に
比例した時間的位置のＡモード像信号に変換し、画像処
理回路２１に人力する。

ＦＦＴ２０の周波数分析はシーケンスコントローラ２３
からのクロックのタイミングで送信信号の往路と復路の
或る時刻で行われている。画像処理回路２１は人力され
たＡモード像信号の同一エコー源からの送信信号の往路
と復路における２信号の加算演算と減算演算を行い、和
と差の信号を得る。和の信号は第３図（イ）図に示され
る２度の受信によるエコーの位置から分るように、固定
目標に対しては等しいビード周波数の信号が出力され、
移動目標に対しては２度の受信信号のビード周波数の平
均の周波数位置に差の２分の１のビードを持つ信号が出
力される。差の信号は（口）図に示す信号で、固定目標
からのエコーによる出力は零となり、移動目標からのエ
コーによる出力は原理説明で説明したように図示の通り
になる。画像処理回路２１はこの信号を更に積分して（
ハ）図のようなドプラシフトに比例した振幅の信号を得
る。このようにして得られた固定目標からの和の信号は
白黒表示の８モード画像として、差の信号はカラー表示
のドプラモード画像として表示装置２２に表示される。

カラー表示においてはドプラシフトの方向で極性が異な
るので色分け表示をすることができる。

尚、本発明は上記実施例に限定されるものではない。第
４図は本発明の他の実施例の概略構成ブロック図である
。図において、第１図と同等の部分には同一の符号を付
してある。図中、３１は鋸波発生回路１１の出力の鋸波
信号を反転増幅して逆位相の鋸波を出力する反転増幅器
、３２は反転増幅器３１の出力電圧に比例する周波数の
ＦＭ信号を発生するｖＣＯで、その出力信号はｖｃｏ　
ｉ２の出力のＦＭ信号がアップチャープ時はダウンチャ
ープ、ＶＣＯ１２の出力のＦＭ信号がダウンチャープの
時はアップチャープのＦＭ信号である。

３３はＶＣＯ１２とｖＣＯ３２の出力（７）ＦＭ信号を
加算する加算器で、その出力信号の周波数は前記２信号
そのままの周波数の信号と、差の周波数の２分の１の周
波数で振幅が変化する和の２分の１の周波数の信号であ
る。

３４はＶＣＯ３２の出力信号を参照電圧として受信信号
を復調する復調器、３５は復調器３４の出力信号の内、
ＶＣＯ３２の出力信号に基づく周波数の送波信号に対す
るエコーから生ずるビード周波数の範囲の周波数を通過
させるＢＰＦである。

３６はＢＰＦ３５の出力をディジタル信号に変換するＡ
Ｄ変換器、３７はＦＦＴ２０と同様に入力ビード周波数
信号を周波数分析してＡモード像データを出力するＦＦ
Ｔである。

次に、上記のように構成された実施例の動作を説明する
が、各部の動作は第１図の実施例と略同様なので、異な
る点のみを説明する。反転増幅器３１は入力された鋸波
信号を反転して逆位相の鋸波を出力する。ＶＣＯ３２は
反転増幅器３１の出力によりＶＣＯ１２とは逆のレート
のＦＭ信号を出力する。第５図はＶＣＯ１２とＶＣＯ３
２の出力信号の図で、縦軸に周波数、横軸に時間を取っ
たグラフで示してあり、（イ）図はＶＣＯ１２の出力Ｆ
Ｍ信号、（ロ）図はＶＣＯ３２の出力ＦＭ信号である。

加算器３３はこの２信号を加算する。

例えば、或る時刻におけるＶＣＯ１２の出力信号の周波
数をＦ，　、ＶＣＯ３２の出力信号の周波数をＦ２とす
れば、加算器３３の出力信号はｓｉｎ　２ｙｒＦ　，　
ｔ，　ｓｉｎ　２ｗＦ　２ｔ，の３信号である。これ等
の信号のエコーは復．ｉｌ器１７と復Ｍ器３４に入力さ
れる。１Ｍ調器１７はＶＣ０１２の出力信号を参Ｂｑ電
圧とし、復調器３４はＶＣＯ３２の出力信号を参照電圧
としてエコー源から帰投したエコー信号を復調する。送
信信号の繰り返し周期は、送波点からエコー源迄の距離
の時間換算値に比べて大きく取ってあるので、２信号の
周波数勾配の中央付近を除いて２信号の差の周波数もエ
コーによって生ずるビード周波数よりも大きく、又、Ｖ
ＣＯ３２の出力信号によるエコーが復調器１７で復調さ
れた場合、又は復調器３４でＶＣＯ１２の出力信号によ
るエコーが復調された場合の差の信号は前記と同様に周
波数勾配の中央付近を除いてエコーによるビード周波数
よりも大きいので、ＢＰＦｌ１８及びＢＰＦ３５によっ
て阻止され、それぞれのビード周波数が出力される。Ｆ
ＦＴ２０及びＦＦＴ３７ではそれぞれＡＤ変換器１９と
ＡＤ変換器３６の出力信号の周波数分析を行うが、シー
ケンスコントローラ２３のクロックにより、２信号の勾
配の中央付近の時間における分析を行わないようにすれ
ば、前記の時間の不要信号による影響は除かれる。この
実施例では第１図の実施例のように往路と復路の２信号
の和と差を求める必要はなく、同時に２信号の和と差を
求めることができる。

以上説明したように本実施例によれば、ＣＴＦＭ方式の
特徴である高エネルギー利用効率を保持しながら、エコ
ー表示とドブラ表示を同時に行うことができる。そして
、エネルギー利用効率の高いことからビークバヮーを減
少させることができるので、生体に対する安全性の高い
医用超音波装置を得ることができる。

（発明の効果）以上詳細に説明したように本発明によれば、送波信号の
利用効率の良い方式で、距離情報と速度情報とを同時に
得ることができるようになり、実用上の効果は大きい。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明の一実施例の概略構成ブロック図、第２図は第ｌ図の実施例の信号処理の説明図、第３図は
画像処理回路の信号処理の原理説明図、第４図は本発明
の他の実施例の隠略構戊ブロック図、第５図は第４図の実施例において送信される信号の有効
な威分の波形図、第６図はＣＴＦＭ方式の原理の説明図、第７図は医用超
音波装置の各種方式の比較図てある。１１・・・鋸波発生回路　　　１２．３２・・・ｖｃｏ
１３・・・送信増幅器１４・・・送信用トランスデューサ１５・・・受信用トランスデューサｌ６・・・受信増幅器１７．３４・・・復調器　　　１８．３５・・・ＢＰＦ
１９，３６−ＡＤ変換器　２０．３７−ＦＦＴ２１・・
・画像処理回路　　　２２・・・表示装置２３・・・シ
ーケンスコントローラ

Claims

【特許請求の範囲】

（１）電圧上昇のレートと電圧下降のレートが等しい鋸
波信号を発生する鋸波発生回路（１１）と、該鋸波発生回路（１１）の出力の鋸波信号に基づいて等
しいレートで周波数が変化するアップチャープとダウン
チャープの合成されたＦＭ信号を発生するＶＣＯ（１２
）と、受信されたＦＭ信号を送信信号を参照信号として復調し
、エコー源の送波点からの距離に対応する時間差に比例
するビード周波数の信号を出力する復調器（１７）と、アップチャープとダウンチャープのそれぞれからの２種
類のビード周波数の信号を周波数分析してＡモード像信
号を出力するＦＦＴ（２０）と、前記ＦＦＴ（２０）の出力の前記２種類の信号の和と差
の演算を行い、エコー表示信号とドプラシフト表示信号
を出力する画像処理回路（２１）と、該画像処理回路（２１）の出力信号を受けて白黒表示の
エコー画像とカラー表示のドプラシフト画像を表示する
表示装置（２２）とを具備することを特徴とするＣＴＦ
Ｍ方式の医用超音波装置。
（２）電圧上昇のレートと電圧下降のレートが等しい鋸
波信号を発生する鋸波発生回路（１１）と、該鋸波発生回路（１１）の出力の鋸波信号に基づいて等
しいレートで周波数が変化するアップチャープとダウン
チャープの合成されたＦＭ信号を発生するＶＣＯ（１２
）と、前記鋸波発生回路（１１）の出力の鋸波信号を反転する
ための反転増幅器（３１）と、該反転増幅器（３１）の
出力信号に基づきＶＣＯ（１２）とは逆の周波数特性の
ＦＭ信号を発生するＶＣＯ（３２）と、前記ＶＣＯ（１２）と前記ＶＣＯ（３２）の出力信号を
加算する加算器（３３）と、加算器（３３）に基づく送信信号による受信信号をＶＣ
Ｏ（１２）の出力信号を参照信号として復調する復調器
（１７）と、加算器（３３）に基づく送信信号による受信信号をＶＣ
Ｏ（３２）の出力信号を参照信号として復調する復調器
（３４）と、復調器（１７）の出力信号を周波数分析してＡモード像
信号を出力するＦＦＴ（２０）と、復調器（３４）の出力信号を周波数分析してＡモード像
信号を出力するＦＦＴ（３７）と、ＦＦＴ（２０）の出力信号とＦＦＴ（３７）の出力信号
の和と差の演算を行い、エコー表示信号とドプラシフト
表示信号を出力する画像処理回路（２１）と、該画像処理回路（２１）の出力信号を受けて白黒表示の
エコー画像とカラー表示のドプラシフト画像を表示する
表示装置（２２）とを具備することを特徴とするＣＴＦ
Ｍ方式の医用超音波装置。