JPH05168630A - 超音波診断装置 - Google Patents
超音波診断装置Info
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- JPH05168630A JPH05168630A JP34086291A JP34086291A JPH05168630A JP H05168630 A JPH05168630 A JP H05168630A JP 34086291 A JP34086291 A JP 34086291A JP 34086291 A JP34086291 A JP 34086291A JP H05168630 A JPH05168630 A JP H05168630A
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Abstract
(57)【要約】
【目的】測定可能な血流速の範囲を拡大できる超音波診
断装置を提供することを目的とする。 【構成】二つの動作周波数帯域を有し、超音波パルスを
生体内１に送信して生体内からのエコー信号を受信する
超音波プローブ２と、この超音波プローブ２に駆動パル
スを印加するパルサ３と、超音波プローブ２から出力さ
れるエコー信号をリファレンス信号を用いて位相検波す
る位相検波回路１３と、リファレンス信号の周波数を駆
動パルスの印加に同期して超音波プローブ２の各々の動
作周波数帯域の中心周波数に切替えるためのスイッチ１
０およびバンドパスフィルタ１１，１２を有する。
断装置を提供することを目的とする。 【構成】二つの動作周波数帯域を有し、超音波パルスを
生体内１に送信して生体内からのエコー信号を受信する
超音波プローブ２と、この超音波プローブ２に駆動パル
スを印加するパルサ３と、超音波プローブ２から出力さ
れるエコー信号をリファレンス信号を用いて位相検波す
る位相検波回路１３と、リファレンス信号の周波数を駆
動パルスの印加に同期して超音波プローブ２の各々の動
作周波数帯域の中心周波数に切替えるためのスイッチ１
０およびバンドパスフィルタ１１，１２を有する。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は超音波診断装置に係り、
特に複数の周波数帯域を有する超音波プローブを用いて
Ｂモード像を取得したり、ドプラモードにより血流情報
を得る超音波診断装置に関する。
特に複数の周波数帯域を有する超音波プローブを用いて
Ｂモード像を取得したり、ドプラモードにより血流情報
を得る超音波診断装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】超音波診断装置は、超音波を生体内に照
射し、音響インピーダンスが異なる界面からの反射波を
利用して生体の内部状態を画像化するものである。近
年、このような超音波診断装置においては、形態診断用
情報である断層像（Ｂモード像）に加え、機能診断用情
報として血流情報を画像化する機能が付加されることに
より、診断能が飛躍的に向上している。後者では、血球
に超音波を照射し、ドプラ偏移を利用して血流の速度や
分散などを表示する、カラードプラやスペクトラムドプ
ラが実用化されている。
射し、音響インピーダンスが異なる界面からの反射波を
利用して生体の内部状態を画像化するものである。近
年、このような超音波診断装置においては、形態診断用
情報である断層像（Ｂモード像）に加え、機能診断用情
報として血流情報を画像化する機能が付加されることに
より、診断能が飛躍的に向上している。後者では、血球
に超音波を照射し、ドプラ偏移を利用して血流の速度や
分散などを表示する、カラードプラやスペクトラムドプ
ラが実用化されている。
【０００３】超音波診断装置の診断対象は、心臓、頸動
脈、腎臓および肝臓をはじめとして四肢血管に至るま
で、人体のあらゆる部位に渡っている。ドップラモード
での診断は、リファレンス信号の周波数ｆo を中心周波
数とする駆動パルスを超音波プローブに印加して超音波
パルスを生体内に照射すると共に、超音波プローブで受
信される生体内からのエコー信号をリファレンス信号を
用いて位相検波し、この位相検波出力から血流のドプラ
周波数（ｆd とする）の成分を抽出することを基本とす
る。
脈、腎臓および肝臓をはじめとして四肢血管に至るま
で、人体のあらゆる部位に渡っている。ドップラモード
での診断は、リファレンス信号の周波数ｆo を中心周波
数とする駆動パルスを超音波プローブに印加して超音波
パルスを生体内に照射すると共に、超音波プローブで受
信される生体内からのエコー信号をリファレンス信号を
用いて位相検波し、この位相検波出力から血流のドプラ
周波数（ｆd とする）の成分を抽出することを基本とす
る。
【０００４】ドップラ周波数ｆd は、一般的に ｆd ＝２Ｖ・ｆo ・ cosθ／Ｃ (1) で表わされる。ここで、Ｖは血流速、Ｃは生体内の音
速、θは血球への超音波ビームの入射角（超音波ビーム
と血流方向とのなす角）である。
速、θは血球への超音波ビームの入射角（超音波ビーム
と血流方向とのなす角）である。
【０００５】パルスドップラ法においては通常、超音波
パルスの繰り返し周波数ＰＲＦでエコー信号をサンプリ
ングしてデータを取り込む。この場合、測定可能なドプ
ラ周波数ｆd はサンプリング定理から ｆd ≦ＰＲＦ／２ (2) に制限される。
パルスの繰り返し周波数ＰＲＦでエコー信号をサンプリ
ングしてデータを取り込む。この場合、測定可能なドプ
ラ周波数ｆd はサンプリング定理から ｆd ≦ＰＲＦ／２ (2) に制限される。
【０００６】(1)(2)式より、測定可能な血流速の上限Ｖ
max は Ｖmax ＝Ｃ・ＰＲＦ／４・ cosθ・ｆo (3) と表わされる。θとＰＲＦを一定にすると、Ｖmax はｆ
o に反比例する。
max は Ｖmax ＝Ｃ・ＰＲＦ／４・ cosθ・ｆo (3) と表わされる。θとＰＲＦを一定にすると、Ｖmax はｆ
o に反比例する。
【０００７】一方、測定可能な血流速の下限Ｖmin は、
取り込みデータ数（超音波パルスの照射回数）をＮとす
ると、 Ｖmin ＝Ｃ・ＰＲＦ／２Ｎ・ cosθ・ｆo (4) と表わされる。従って、Ｖmin も同様にｆo に反比例す
る。
取り込みデータ数（超音波パルスの照射回数）をＮとす
ると、 Ｖmin ＝Ｃ・ＰＲＦ／２Ｎ・ cosθ・ｆo (4) と表わされる。従って、Ｖmin も同様にｆo に反比例す
る。
【０００８】(3)(4)式より、血流速の測定可能範囲はリ
ファレンス周波数ｆo で決まる。ここで、低流速検出能
を上げるべくｆo を高くするとＶmax が小さくなり、折
り返し現象が生じやすくなる。すなわち、図７に示すよ
うにＰＲＦ／２を越えるドプラ周波数ｆd の信号成分が
低周波側に折り返し、血流速の測定誤差が生じる。逆
に、このような折り返しが生じないようにするためにリ
ファレンス周波数ｆo を低くするとＶmin が大きくな
り、低流速検出能が低下する。
ファレンス周波数ｆo で決まる。ここで、低流速検出能
を上げるべくｆo を高くするとＶmax が小さくなり、折
り返し現象が生じやすくなる。すなわち、図７に示すよ
うにＰＲＦ／２を越えるドプラ周波数ｆd の信号成分が
低周波側に折り返し、血流速の測定誤差が生じる。逆
に、このような折り返しが生じないようにするためにリ
ファレンス周波数ｆo を低くするとＶmin が大きくな
り、低流速検出能が低下する。
【０００９】
【発明が解決しようとする課題】上述したように、従来
の超音波診断装置ではドプラモードでの血流情報の診断
に際して、受信エコー信号の位相検波に用いるリファレ
ンス信号の周波数を高くすると折り返し現象が生じ、リ
ファレンス信号の周波数を低くする低流速検出能が低下
するため、計測可能な血流速の範囲にはおのずと限界が
あった。本発明は、測定可能な血流速の範囲を拡大でき
る超音波診断装置を提供することを目的とする。
の超音波診断装置ではドプラモードでの血流情報の診断
に際して、受信エコー信号の位相検波に用いるリファレ
ンス信号の周波数を高くすると折り返し現象が生じ、リ
ファレンス信号の周波数を低くする低流速検出能が低下
するため、計測可能な血流速の範囲にはおのずと限界が
あった。本発明は、測定可能な血流速の範囲を拡大でき
る超音波診断装置を提供することを目的とする。
【００１０】
【課題を解決するための手段】上記の課題を解決するた
め、本発明は複数の動作周波数帯域を有する超音波プロ
ーブを用い、受信エコー信号の位相検波に用いるリファ
レンス信号の周波数または位相検波されるべき受信エコ
ー信号の周波数成分を超音波プローブへの駆動パルスの
印加に同期して順次切替えることを骨子としている。
め、本発明は複数の動作周波数帯域を有する超音波プロ
ーブを用い、受信エコー信号の位相検波に用いるリファ
レンス信号の周波数または位相検波されるべき受信エコ
ー信号の周波数成分を超音波プローブへの駆動パルスの
印加に同期して順次切替えることを骨子としている。
【００１１】すなわち、本発明の一つの態様による超音
波診断装置は、複数の動作周波数帯域を有し、超音波パ
ルスを生体内に送信して生体内からのエコー信号を受信
する超音波プローブと、この超音波プローブに駆動パル
スを印加して該超音波プローブを駆動する駆動手段と、
超音波プローブから出力される受信エコー信号をリファ
レンス信号を用いて位相検波する位相検波手段と、リフ
ァレンス信号の周波数を駆動パルスの印加に同期して超
音波プローブの各々の動作周波数帯域内の周波数に順次
切替える切替手段とを具備することを特徴とする。
波診断装置は、複数の動作周波数帯域を有し、超音波パ
ルスを生体内に送信して生体内からのエコー信号を受信
する超音波プローブと、この超音波プローブに駆動パル
スを印加して該超音波プローブを駆動する駆動手段と、
超音波プローブから出力される受信エコー信号をリファ
レンス信号を用いて位相検波する位相検波手段と、リフ
ァレンス信号の周波数を駆動パルスの印加に同期して超
音波プローブの各々の動作周波数帯域内の周波数に順次
切替える切替手段とを具備することを特徴とする。
【００１２】また、本発明の他の態様による超音波診断
装置は、リファレンス信号周波数の切替手段に代えて、
超音波プローブから出力される受信エコー信号から、駆
動パルスの印加に同期して超音波プローブの各々の動作
周波数帯域の周波数成分の信号を順次選択的に抽出する
フィルタ手段を備え、抽出された信号を位相検波手段に
入力する構成としたことを特徴とする。
装置は、リファレンス信号周波数の切替手段に代えて、
超音波プローブから出力される受信エコー信号から、駆
動パルスの印加に同期して超音波プローブの各々の動作
周波数帯域の周波数成分の信号を順次選択的に抽出する
フィルタ手段を備え、抽出された信号を位相検波手段に
入力する構成としたことを特徴とする。
【００１３】
【作用】このように複数の動作周波数帯域を有する超音
波プローブを用い、受信エコー信号の位相検波に用いる
リファレンス信号の周波数またはフィルタ手段により抽
出するエコー信号の周波数成分を駆動パルスの印加に同
期して超音波プローブの各々の周波数帯域内の周波数に
順次切替えると、測定可能な血流速の範囲が拡大され
る。
波プローブを用い、受信エコー信号の位相検波に用いる
リファレンス信号の周波数またはフィルタ手段により抽
出するエコー信号の周波数成分を駆動パルスの印加に同
期して超音波プローブの各々の周波数帯域内の周波数に
順次切替えると、測定可能な血流速の範囲が拡大され
る。
【００１４】例えば超音波プローブが二つの動作周波数
帯域を有し、各周波数帯域の中心周波数はｆ1 ，ｆ2 で
あるとする。また、周波数比はｎ＝ｆ2 ／ｆ1 とする
（一般には、ｎ≧２の整数）。リファレンス信号周波数
またはフィルタ手段の通過域中心周波数は、駆動パルス
の印加に同期してｆ1 ，ｆ2 に順次切替えられる。
帯域を有し、各周波数帯域の中心周波数はｆ1 ，ｆ2 で
あるとする。また、周波数比はｎ＝ｆ2 ／ｆ1 とする
（一般には、ｎ≧２の整数）。リファレンス信号周波数
またはフィルタ手段の通過域中心周波数は、駆動パルス
の印加に同期してｆ1 ，ｆ2 に順次切替えられる。
【００１５】ここで、測定可能な血流速の下限はｆ2 で
決まり、リファレンス信号周波数またはフィルタ手段の
通過域中心周波数がｆ2 の場合は、ｆ1 の場合に比較し
て、１／ｎとなる。一方、測定可能な血流速の上限はｆ
1 で決まり、リファレンス信号周波数またはフィルタ手
段の通過域中心周波数がｆ1 の場合は、ｆ2 の場合に比
較してｎ倍となる。従って、測定可能な血流速の範囲
は、超音波プローブの周波数特性が単峰特性、すなわち
動作周波数帯域が一つの場合（中心周波数がｆ1のみ、
またはｆ2 のみの場合に相当）に比較して、ｎ倍に拡大
される。
決まり、リファレンス信号周波数またはフィルタ手段の
通過域中心周波数がｆ2 の場合は、ｆ1 の場合に比較し
て、１／ｎとなる。一方、測定可能な血流速の上限はｆ
1 で決まり、リファレンス信号周波数またはフィルタ手
段の通過域中心周波数がｆ1 の場合は、ｆ2 の場合に比
較してｎ倍となる。従って、測定可能な血流速の範囲
は、超音波プローブの周波数特性が単峰特性、すなわち
動作周波数帯域が一つの場合（中心周波数がｆ1のみ、
またはｆ2 のみの場合に相当）に比較して、ｎ倍に拡大
される。
【００１６】
【実施例】以下、図面を参照して本発明の実施例を説明
する。図１は、本発明の一実施例に係る超音波診断装置
の構成を示すブロック図である。被検体１に接して設け
られた超音波プローブ２は、この例では複数の圧電素子
を１次元に配列したセクタ電子走査用のアレイプローブ
であり、図２に示すように中心周波数がｆ1 ，ｆ2 なる
二つの動作周波数帯域を有する。これらの中心周波数の
比をｎ＝ｆ2 ／ｆ1 とする。
する。図１は、本発明の一実施例に係る超音波診断装置
の構成を示すブロック図である。被検体１に接して設け
られた超音波プローブ２は、この例では複数の圧電素子
を１次元に配列したセクタ電子走査用のアレイプローブ
であり、図２に示すように中心周波数がｆ1 ，ｆ2 なる
二つの動作周波数帯域を有する。これらの中心周波数の
比をｎ＝ｆ2 ／ｆ1 とする。
【００１７】図３（ａ）（ｂ）は、超音波プローブ２の
具体的な構成例を示す図であり、いずれもｎ＝２の場合
の例である。図３（ａ）に示す超音波プローブは、外部
電極層３１、圧電体層３２、内部電極層３３、圧電体層
３４および外部電極層３５を積層し、圧電体層３２，３
４の厚さを異ならせると共に、圧電体層３２，３４を矢
印３６で示す方向に分極させたものである。このような
構成にすると、全体の厚さが半波長となる共振（周波数
ｆ1 ）と、その２次高調波（周波数ｆ2 ）が励振され
る。電圧印加およびエコー信号取り出しのためのリード
は、外部電極層３１，３５から取り出される。
具体的な構成例を示す図であり、いずれもｎ＝２の場合
の例である。図３（ａ）に示す超音波プローブは、外部
電極層３１、圧電体層３２、内部電極層３３、圧電体層
３４および外部電極層３５を積層し、圧電体層３２，３
４の厚さを異ならせると共に、圧電体層３２，３４を矢
印３６で示す方向に分極させたものである。このような
構成にすると、全体の厚さが半波長となる共振（周波数
ｆ1 ）と、その２次高調波（周波数ｆ2 ）が励振され
る。電圧印加およびエコー信号取り出しのためのリード
は、外部電極層３１，３５から取り出される。
【００１８】図３（ｂ）に示す超音波プローブは、外部
電極層４１、圧電体層４２、内部電極層４３および圧電
体層４４を積層し、圧電体層４２，４４をほぼ同厚とす
ると共に、圧電体層４２を矢印４５で示す方向に分極さ
せたもので、リードは電極層４１，４３から取り出され
る。なお、中心周波数比がｎ≧３の超音波プローブは、
基本共振の３次以上の高調波を利用することができる。
電極層４１、圧電体層４２、内部電極層４３および圧電
体層４４を積層し、圧電体層４２，４４をほぼ同厚とす
ると共に、圧電体層４２を矢印４５で示す方向に分極さ
せたもので、リードは電極層４１，４３から取り出され
る。なお、中心周波数比がｎ≧３の超音波プローブは、
基本共振の３次以上の高調波を利用することができる。
【００１９】超音波プローブ２はパルサ３で発生される
駆動パルスが印加されることにより駆動され、生体１内
に超音波パルスを照射する。生体１内からのエコー信号
は超音波プローブ２により受信され、プリアンプ４で増
幅される。ディレイライン５は、セクタ電子走査を行う
ために、パルサ３から超音波プローブ２の各圧電素子に
印加される駆動パルスに対して相対的な遅延時間差を与
えると共に、各圧電素子からの受信エコー信号に対して
同様な遅延時間差を与えるために設けられている。発振
器６は、ディレイライン５を介してパルサ３に所定間隔
のトリガパルス（レートパルス）を供給する。
駆動パルスが印加されることにより駆動され、生体１内
に超音波パルスを照射する。生体１内からのエコー信号
は超音波プローブ２により受信され、プリアンプ４で増
幅される。ディレイライン５は、セクタ電子走査を行う
ために、パルサ３から超音波プローブ２の各圧電素子に
印加される駆動パルスに対して相対的な遅延時間差を与
えると共に、各圧電素子からの受信エコー信号に対して
同様な遅延時間差を与えるために設けられている。発振
器６は、ディレイライン５を介してパルサ３に所定間隔
のトリガパルス（レートパルス）を供給する。
【００２０】ディレイライン５を介して出力された超音
波プローブ２の各圧電素子からの受信エコー信号は、加
算器７で加算される。加算器７の出力は二分岐され、一
方は検波器８で包絡線検波されることによりＢモード像
信号としてＤＳＣ（ディジタルスキャンコンバータ）９
に入力され、他方は後述する位相検波回路１３に入力さ
れる。
波プローブ２の各圧電素子からの受信エコー信号は、加
算器７で加算される。加算器７の出力は二分岐され、一
方は検波器８で包絡線検波されることによりＢモード像
信号としてＤＳＣ（ディジタルスキャンコンバータ）９
に入力され、他方は後述する位相検波回路１３に入力さ
れる。
【００２１】一方、発振器６の出力はスイッチ１０を介
してバンドパスフィルタ１１，１２にも供給される。ス
イッチ１０は、パルサ３から駆動パルスが出力される毎
に切替えられ、発振器６の出力をバンドパスフィルタ１
１，１２に交互に供給する。バンドパスフィルタ１１，
１２の出力端は共通接続されている。これらバンドパス
フィルタ１１，１２の出力信号は、位相検波回路１３に
リファレンス信号として入力される。なお、スイッチ１
０をバンドパスフィルタ１１，１２の出力側に配置して
もよい。
してバンドパスフィルタ１１，１２にも供給される。ス
イッチ１０は、パルサ３から駆動パルスが出力される毎
に切替えられ、発振器６の出力をバンドパスフィルタ１
１，１２に交互に供給する。バンドパスフィルタ１１，
１２の出力端は共通接続されている。これらバンドパス
フィルタ１１，１２の出力信号は、位相検波回路１３に
リファレンス信号として入力される。なお、スイッチ１
０をバンドパスフィルタ１１，１２の出力側に配置して
もよい。
【００２２】位相検波回路１３は、この例では直交位相
検波回路であり、ミキサ回路１４，１５と、９０°移相
器１６およびローパスフィルタ１７，１８からなる。ミ
キサ回路１４にはバンドパスフィルタ１１，１２からの
リファレンス信号が直接入力され、ミキサ回路１５には
９０°移相器１６を介してミキサ回路１４へのリファレ
ンス信号に対して９０°位相がずれたリファレンス信号
が入力される。ミキサ回路１４，１５の出力の低周波成
分がローパスフィルタ１７，１８により抽出されること
により、生体１内の血流によるドプラ信号成分が直交信
号出力の形で検出される。位相検波回路１３の出力は、
公知のＦＦＴ（高速フーリエ変換）処理部１９とＭＴＩ
（ムービングターゲットインディケータ）演算部２０に
入力される。
検波回路であり、ミキサ回路１４，１５と、９０°移相
器１６およびローパスフィルタ１７，１８からなる。ミ
キサ回路１４にはバンドパスフィルタ１１，１２からの
リファレンス信号が直接入力され、ミキサ回路１５には
９０°移相器１６を介してミキサ回路１４へのリファレ
ンス信号に対して９０°位相がずれたリファレンス信号
が入力される。ミキサ回路１４，１５の出力の低周波成
分がローパスフィルタ１７，１８により抽出されること
により、生体１内の血流によるドプラ信号成分が直交信
号出力の形で検出される。位相検波回路１３の出力は、
公知のＦＦＴ（高速フーリエ変換）処理部１９とＭＴＩ
（ムービングターゲットインディケータ）演算部２０に
入力される。
【００２３】ＦＦＴ処理部１９は、位相検波回路１３か
ら直交信号として得られたドプラ信号成分からサンプル
ホールド回路により特定の深さの部位のドプラ信号成分
のみを抽出し、さらにバンドパスフィルタによりクラッ
タ成分を除去した後、ＦＦＴによりリアルタイムで周波
数分析を行う。
ら直交信号として得られたドプラ信号成分からサンプル
ホールド回路により特定の深さの部位のドプラ信号成分
のみを抽出し、さらにバンドパスフィルタによりクラッ
タ成分を除去した後、ＦＦＴによりリアルタイムで周波
数分析を行う。
【００２４】ＭＴＩ演算部２０は、位相検波回路１３か
ら直交信号として得られたドプラ信号成分をＡ／Ｄ変換
器によってそれぞれディジタル化し、ＭＴＩフィルタを
通してクラッタ成分を除去した後、自己相関器により自
己相関をとって、ムービングターゲット、すなわち血流
とそれ以外の情報を区別して取り出し、この情報から演
算によって平均血流速、乱流の程度を示す分散および血
球の散乱パワーなどを求める。
ら直交信号として得られたドプラ信号成分をＡ／Ｄ変換
器によってそれぞれディジタル化し、ＭＴＩフィルタを
通してクラッタ成分を除去した後、自己相関器により自
己相関をとって、ムービングターゲット、すなわち血流
とそれ以外の情報を区別して取り出し、この情報から演
算によって平均血流速、乱流の程度を示す分散および血
球の散乱パワーなどを求める。
【００２５】検波器８から出力されるＢモード像信号、
ＦＦＴ処理部１９の周波数分析結果およびＭＴＩ演算部
２０の演算結果は、ＤＳＣ９で表示用の信号に変換さ
れ、さらにカラー処理部２１においてそれぞれの情報が
色で区別が付くように処理された後、Ｄ／Ａ変換器２２
を経てカラーモニタ２３に供給される。この結果、カラ
ーモニタ２３においてＢモード像、ドプラ周波数、平均
血流速、分散および血球散乱パワーなどの情報がカラー
表示される。なお、ＦＦＴ処理部１９、ＭＴＩ演算部２
０、ＤＳＣ９およびカラー処理部２１の詳細な構成およ
び処理は公知であるため、詳細な説明は省略する。
ＦＦＴ処理部１９の周波数分析結果およびＭＴＩ演算部
２０の演算結果は、ＤＳＣ９で表示用の信号に変換さ
れ、さらにカラー処理部２１においてそれぞれの情報が
色で区別が付くように処理された後、Ｄ／Ａ変換器２２
を経てカラーモニタ２３に供給される。この結果、カラ
ーモニタ２３においてＢモード像、ドプラ周波数、平均
血流速、分散および血球散乱パワーなどの情報がカラー
表示される。なお、ＦＦＴ処理部１９、ＭＴＩ演算部２
０、ＤＳＣ９およびカラー処理部２１の詳細な構成およ
び処理は公知であるため、詳細な説明は省略する。
【００２６】次に、この実施例の動作を説明する。超音
波プローブ２は、例えば二つの動作周波数帯域の中心周
波数がｆ1 ＝３．７５ＭＨｚ、ｆ2 ＝７．５ＭＨｚとな
るように図３の圧電体層３２，３４または圧電体層４
２，４４の厚さが設定される。バンドパスフィルタ１
１，１２の通過域中心周波数は、超音波プローブ２の二
つの動作周波数帯域内の周波数、好ましくは中心周波数
ｆ1 ，ｆ2 に等しく設定されている。スイッチ１０は、
前述のようにパルサ３から駆動パルスが出力される毎に
切替えられ、これによって位相検波回路１３に供給され
るリファレンス信号周波数がｆ1 とｆ2 とに交互に切替
えられる。
波プローブ２は、例えば二つの動作周波数帯域の中心周
波数がｆ1 ＝３．７５ＭＨｚ、ｆ2 ＝７．５ＭＨｚとな
るように図３の圧電体層３２，３４または圧電体層４
２，４４の厚さが設定される。バンドパスフィルタ１
１，１２の通過域中心周波数は、超音波プローブ２の二
つの動作周波数帯域内の周波数、好ましくは中心周波数
ｆ1 ，ｆ2 に等しく設定されている。スイッチ１０は、
前述のようにパルサ３から駆動パルスが出力される毎に
切替えられ、これによって位相検波回路１３に供給され
るリファレンス信号周波数がｆ1 とｆ2 とに交互に切替
えられる。
【００２７】この場合、パルス３から出力される駆動パ
ルスは、ｆ1 ＝３．７５ＭＨｚと、ｆ2 ＝７．５ＭＨｚ
の両周波数成分を有するように、例えば図４に示すよう
なデューティが１：１．６７である３つの矩形波列が使
用される。図４は駆動パルスの電圧波形を時間軸上で表
わしているが、これを周波数スペクトラムで表わすと図
５に示すようになり、３．７５ＭＨｚと７．５ＭＨｚの
周波数成分を含んでいることが分かる。なお、駆動パル
スは３．７５ＭＨｚと７．５ＭＨｚの周波数成分を両方
含んでいればよく、図４の波形に限られず、例えば７．
５ＭＨｚの単一矩形波であってもよい。
ルスは、ｆ1 ＝３．７５ＭＨｚと、ｆ2 ＝７．５ＭＨｚ
の両周波数成分を有するように、例えば図４に示すよう
なデューティが１：１．６７である３つの矩形波列が使
用される。図４は駆動パルスの電圧波形を時間軸上で表
わしているが、これを周波数スペクトラムで表わすと図
５に示すようになり、３．７５ＭＨｚと７．５ＭＨｚの
周波数成分を含んでいることが分かる。なお、駆動パル
スは３．７５ＭＨｚと７．５ＭＨｚの周波数成分を両方
含んでいればよく、図４の波形に限られず、例えば７．
５ＭＨｚの単一矩形波であってもよい。
【００２８】ここで、超音波パルスの繰り返し周波数Ｒ
ＰＦを４ｋＨｚ、ＦＦＴ処理部１９での取り込みデータ
数（超音波パルスの照射回数）Ｎを１６とし、生体１内
の音速Ｃを１，５３０ｍ／ｓ、超音波ビームと血流方向
とのなす角θを３０°とすると、測定可能な血流速の上
限Ｖmax は、このときのリファレンス信号周波数ｆoが
＝３．７５ＭＨｚであるから、前記(3) 式より約４１ｃ
ｍ／ｓとなる。また、測定可能な血流速の下限Ｖmin
は、このときのリファレンス信号周波数ｆo が７．５Ｍ
Ｈｚであるから、前記(4) 式より約２．６ｃｍ／ｓとな
る。すなわち、２．６〜４１ｃｍ／ｓまでの血流速の測
定が可能となり、リファレンス信号周波数ｆo が３．７
５ＭＨｚのときの５．２〜４１ｃｍ／ｓ及びｆo が７．
５ＭＨｚのときの２．６〜２０．５ｃｍ／ｓに比較し
て、２倍の範囲に渡る血流速の測定が可能となる。
ＰＦを４ｋＨｚ、ＦＦＴ処理部１９での取り込みデータ
数（超音波パルスの照射回数）Ｎを１６とし、生体１内
の音速Ｃを１，５３０ｍ／ｓ、超音波ビームと血流方向
とのなす角θを３０°とすると、測定可能な血流速の上
限Ｖmax は、このときのリファレンス信号周波数ｆoが
＝３．７５ＭＨｚであるから、前記(3) 式より約４１ｃ
ｍ／ｓとなる。また、測定可能な血流速の下限Ｖmin
は、このときのリファレンス信号周波数ｆo が７．５Ｍ
Ｈｚであるから、前記(4) 式より約２．６ｃｍ／ｓとな
る。すなわち、２．６〜４１ｃｍ／ｓまでの血流速の測
定が可能となり、リファレンス信号周波数ｆo が３．７
５ＭＨｚのときの５．２〜４１ｃｍ／ｓ及びｆo が７．
５ＭＨｚのときの２．６〜２０．５ｃｍ／ｓに比較し
て、２倍の範囲に渡る血流速の測定が可能となる。
【００２９】図５に、本発明の他の実施例に係る超音波
診断装置のブロック図を示す。この実施例では、スイッ
チ１０およびバンドパスフィルタ１１，１２が加算器７
の出力端と位相検波回路１３の入力端との間に挿入され
ている点以外、図１の実施例と同様である。すなわち、
この実施例では加算器７の出力のエコー信号から、パル
サ３より超音波プローブ２への駆動パルスの印加に同期
して超音波プローブ２の各々の動作周波数帯域の周波数
成分の信号を交互に抽出し、これを位相検波回路１３に
入力している。この場合も、図１の実施例のようにリフ
ァレンス信号周波数を切替える方式と同等の効果が得ら
れることは明らかである。なお、スイッチ１０をバンド
パスフィルタ１１，１２の出力側の配置してもよい。
診断装置のブロック図を示す。この実施例では、スイッ
チ１０およびバンドパスフィルタ１１，１２が加算器７
の出力端と位相検波回路１３の入力端との間に挿入され
ている点以外、図１の実施例と同様である。すなわち、
この実施例では加算器７の出力のエコー信号から、パル
サ３より超音波プローブ２への駆動パルスの印加に同期
して超音波プローブ２の各々の動作周波数帯域の周波数
成分の信号を交互に抽出し、これを位相検波回路１３に
入力している。この場合も、図１の実施例のようにリフ
ァレンス信号周波数を切替える方式と同等の効果が得ら
れることは明らかである。なお、スイッチ１０をバンド
パスフィルタ１１，１２の出力側の配置してもよい。
【００３０】本発明はその他、種々変形して実施するこ
とが可能である。例えば図１の実施例ではリファレンス
信号周波数を切替えるためにバンドパスフィルタ１１，
１２を用いたが、分周回路を用いてもよい。すなわち、
例えば発振器６の出力を異なる分周比で分周する二つの
分周回路を設け、これらの出力をスイッチで駆動パルス
印加毎に切替えてリファレンス信号とする。
とが可能である。例えば図１の実施例ではリファレンス
信号周波数を切替えるためにバンドパスフィルタ１１，
１２を用いたが、分周回路を用いてもよい。すなわち、
例えば発振器６の出力を異なる分周比で分周する二つの
分周回路を設け、これらの出力をスイッチで駆動パルス
印加毎に切替えてリファレンス信号とする。
【００３１】また、実施例では超音波プローブ２として
二つの動作周波数帯域を有するものを用いたが、３つま
たはそれ以上の動作周波数帯域を有していてもよく、リ
ファレンス信号周波数またはエコー信号の抽出周波数成
分を３段階またはそれ以上に順次切替えることによっ
て、実施例と同様の効果が得られる。
二つの動作周波数帯域を有するものを用いたが、３つま
たはそれ以上の動作周波数帯域を有していてもよく、リ
ファレンス信号周波数またはエコー信号の抽出周波数成
分を３段階またはそれ以上に順次切替えることによっ
て、実施例と同様の効果が得られる。
【００３２】
【発明の効果】本発明によれば、中心周波数比がｎであ
る複数の動作周波数帯域を有する超音波プローブを用
い、受信エコー信号の位相検波に用いるリファレンス信
号の周波数、または受信エコー信号の抽出周波数成分を
駆動パルスの印加に同期して超音波プローブの各々の周
波数帯域内の周波数に順次切替えることにより、動作周
波数帯域が一つの超音波プローブを用いて単一周波数の
リファレンス信号により位相検波を行う従来の技術に比
べ、測定可能な血流速の範囲をｎ倍に拡大することがで
きる。
る複数の動作周波数帯域を有する超音波プローブを用
い、受信エコー信号の位相検波に用いるリファレンス信
号の周波数、または受信エコー信号の抽出周波数成分を
駆動パルスの印加に同期して超音波プローブの各々の周
波数帯域内の周波数に順次切替えることにより、動作周
波数帯域が一つの超音波プローブを用いて単一周波数の
リファレンス信号により位相検波を行う従来の技術に比
べ、測定可能な血流速の範囲をｎ倍に拡大することがで
きる。
【図１】本発明の一実施例に係る超音波診断装置のブロ
ック図
ック図
【図２】本発明で使用する超音波プローブの周波数特性
の例を示す図
の例を示す図
【図３】本発明で使用する超音波プローブの具体例を示
す斜視図
す斜視図
【図４】同実施例における駆動パルスの電圧波形を示す
図
図
【図５】図４の駆動パルスの周波数スペクトラムを示す
図
図
【図６】本発明の他の実施例に係る超音波診断装置のブ
ロック図
ロック図
【図７】ドプラモードでの折り返し現象の説明図
１…被検体 ２…超音波プロ
ーブ ３…パルサ ４…プリアンプ ５…ディレイライン ６…発振器 ７…加算器 ８…検波器 ９…ディジタルスキャンコンバータ １０…スイッチ １１，１２…バンドパスフィルタ １３…位相検波
回路 １９…ＦＦＴ処理部 ２０…ＭＴＩ演
算部 ３１，３５…外部電極層 ３２，３４…圧
電体層 ３３…内部電極層 ３６…分極方向 ４１…外部電極層 ４２，４４…圧
電体層 ４３…内部電極層 ４５…分極方向
ーブ ３…パルサ ４…プリアンプ ５…ディレイライン ６…発振器 ７…加算器 ８…検波器 ９…ディジタルスキャンコンバータ １０…スイッチ １１，１２…バンドパスフィルタ １３…位相検波
回路 １９…ＦＦＴ処理部 ２０…ＭＴＩ演
算部 ３１，３５…外部電極層 ３２，３４…圧
電体層 ３３…内部電極層 ３６…分極方向 ４１…外部電極層 ４２，４４…圧
電体層 ４３…内部電極層 ４５…分極方向
Claims (2)
- 【請求項１】複数の動作周波数帯域を有し、超音波パル
スを生体内に送信して生体内からのエコー信号を受信す
る超音波プローブと、 この超音波プローブに駆動パルスを印加して該超音波プ
ローブを駆動する駆動手段と、 前記超音波プローブから出力される受信エコー信号をリ
ファレンス信号を用いて位相検波する位相検波手段と、 前記リファレンス信号の周波数を前記駆動パルスの印加
に同期して前記超音波プローブの各々の動作周波数帯域
内の周波数に順次切替える切替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２】複数の動作周波数帯域を有し、超音波パル
スを生体内に送信して生体内からのエコー信号を受信す
る超音波プローブと、 この超音波プローブに駆動パルスを印加して該超音波プ
ローブを駆動する駆動手段と、 前記超音波プローブから出力される受信エコー信号か
ら、前記駆動パルスの印加に同期して前記超音波プロー
ブの各々の動作周波数帯域内の周波数成分の信号を順次
選択的に抽出するフィルタ手段と、 このフィルタ手段により抽出された信号をリファレンス
信号を用いて位相検波する位相検波手段とを具備するこ
とを特徴とする超音波診断装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP34086291A JPH05168630A (ja) | 1991-12-24 | 1991-12-24 | 超音波診断装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP34086291A JPH05168630A (ja) | 1991-12-24 | 1991-12-24 | 超音波診断装置 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH05168630A true JPH05168630A (ja) | 1993-07-02 |
Family
ID=18340997
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP34086291A Pending JPH05168630A (ja) | 1991-12-24 | 1991-12-24 | 超音波診断装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH05168630A (ja) |
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2000060850A (ja) * | 1998-08-21 | 2000-02-29 | Aloka Co Ltd | 超音波診断装置 |
| JP2003531649A (ja) * | 2000-02-23 | 2003-10-28 | アキューソン コーポレイション | 調波画像化のための超音波変換器システム及び方法 |
| WO2011114852A1 (ja) * | 2010-03-16 | 2011-09-22 | コニカミノルタエムジー株式会社 | 超音波診断装置 |
-
1991
- 1991-12-24 JP JP34086291A patent/JPH05168630A/ja active Pending
Cited By (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2000060850A (ja) * | 1998-08-21 | 2000-02-29 | Aloka Co Ltd | 超音波診断装置 |
| JP2003531649A (ja) * | 2000-02-23 | 2003-10-28 | アキューソン コーポレイション | 調波画像化のための超音波変換器システム及び方法 |
| WO2011114852A1 (ja) * | 2010-03-16 | 2011-09-22 | コニカミノルタエムジー株式会社 | 超音波診断装置 |
| JP5765332B2 (ja) * | 2010-03-16 | 2015-08-19 | コニカミノルタ株式会社 | 超音波診断装置 |
| US9737281B2 (en) | 2010-03-16 | 2017-08-22 | Konica Minolta Medical & Graphic, Inc. | Ultrasound diagnostic equipment |
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