JPH0531110A

JPH0531110A - 超音波ドプラ診断装置

Info

Publication number: JPH0531110A
Application number: JP19011191A
Authority: JP
Inventors: Takanobu Uchibori; 孝信内堀; Yasuo Miyajima; 泰夫宮島
Original assignee: Toshiba Corp; Toshiba Medical Systems Engineering Co Ltd
Current assignee: Toshiba Corp; Canon Medical Systems Corp
Priority date: 1991-07-30
Filing date: 1991-07-30
Publication date: 1993-02-09

Abstract

(57)【要約】【目的】血流等のベクトル速度に、その運動方向と超音
波ビーム方向の成す角度に応じた補正を施すと共に、そ
の血流等の流れが複雑な場合でも精度の良い検出とな
り、且つ、診断時間を短縮できるようにする。【構成】探触子２１の全振動子２１ａ₁…２１ａ_nに送
信部２２を接続する一方で、受信側は分割して接続す
る。即ち、振動子列を２分割し、一方の列ＴＧ１に第１
受信部２３Ａを、他方の列ＴＧ２に第２受信部２３Ｂを
接続する。この両受信部２３Ａ，２３Ｂは夫々、同一検
査部位に対する整相加算及び周波数分析（フーリエ変
換）を行ってドプラ偏移周波数を求める。両受信部２３
Ａ，２３Ｂの出力信号はベクトル速度演算器２４に送ら
れ、血流方向とビーム方向の成す角度に応じた補正を施
した絶対速度及び方向が求められる。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【産業上の利用分野】本発明は、超音波のドプラ効果を
利用して、血液等、体内の流体の運動状態を診断する超
音波ドプラ診断装置に係り、とくに、その流体の運動方
向と超音波ビームの入射方向との成す角度に起因した誤
差を補正する機構を備えた診断装置に関する。

【０００２】

【従来の技術】近年、超音波ドプラ診断装置の医療面へ
の応用は目覚ましいものがあり、特に心臓領域では必須
の検査になりつつある。この超音波ドプラ診断装置は、
生体内の血流、体流などに入射させた超音波がそれらの
流体で反射するとき、その反射超音波の周波数が入射超
音波の周波数から僅かに偏移するというドプラ効果を利
用したものである。この超音波ドプラ診断装置として
は、一定の繰返し周期で又は連続的に超音波ビームを放
射して、血流等の運動状態を表示する構成のものが周知
であり、その画像表示としては、時間軸上の速度変化を
波形で示すＭモード表示、速度（偏移周波数）のスペク
トルを表示するスペクトラム表示、或いは断層像に速度
分布状態を重ねて表示する血流カラーイメージングなど
があり、目的に応じて選択される。

【０００３】いずれの送波方式であっても、ドプラ効果
に拠る偏移周波数の検出に正確を期することが、検査精
度を向上させる上で重要である。

【０００４】そこで、体内の血流を例に挙げ、その血流
の運動方向と測定角度との関係を考察してみる。図８に
示すように、血管１内の血流速度Ｖの所定部位に対して
探触子２から超音波ビームを角度θで入射させた場合、
超音波ビームがドプラ効果として検出できる速度Ｖａ
は、Ｖａ＝Ｖ・ｃｏｓθとなる。つまり、ドプラ効果に
より検出される血流速度は、超音波のビーム軸上での値
を示しており、このビーム軸上で運動する血流は正確に
測定できるが、ビーム軸からずれてしまうと正確に測定
できず、「Ｖ−Ｖａ」の分だけ絶対速度及び速度方向の
検出に誤差が生じることになる。

【０００５】そこで、自動的に上記角度θに起因する補
正を行った絶対流速を求める手法としては、例えば特公
昭６２−５３１８２号で提案されたものがある。この補
正方法は図９に示すように、観測部位Ｓに対して僅かな
角度Δθだけずらした方向からのドプラ信号を求めて行
う方法や、図１０に示すように、一つの探触子内の分割
された複数の振動子群を用いて電子走査することによ
り、複数の超音波ビームを異なる方向から同一検出部位
Ｓに向けて送受を繰り返し、２つのドプラ信号を得て行
うものである。

【０００６】

【発明が解決しようとする課題】しかしながら、上述し
た各従来技術において、図９に示した手法に係る装置は
血流などの流れが複雑な場合、僅かにずらした観測点の
流れが元の観測点の流れと同一である保証は無いことか
ら、診断の信頼性が低いという問題があった。また、図
１０記載の手法に係る装置は、複数の方向へ超音波を個
別に送受するため、超音波の送受繰返しの分だけ診断時
間が増加するという問題があった。

【０００７】本発明は、このような従来技術の問題に鑑
みてなされたもので、血流などの流体の運動方向と超音
波ビームとの成す角度に応じた補正を施したベクトル速
度を求めることができる一方、その流体の流れが複雑な
場合でも運動状態を精度良く確実に診断でき、且つ、診
断時間を短縮させることができる超音波ドプラ診断装置
を提供することを目的とする。

【０００８】

【課題を解決するための手段】上記目的を達成するた
め、本発明では、体内の運動流体に向けて超音波信号を
放射し、その反射信号を用いて上記流体の運動状態を表
示する超音波ドプラ診断装置において、電気信号と超音
波信号を相互に変換可能な多数の振動子から成る振動子
列を有した探触子と、この探触子から前記運動流体の検
出部位に向けて超音波信号を放射させる送信手段と、前
記振動子列を分割した複数個の振動子群毎に、前記検出
部位からその各振動子群に到達する反射超音波ビームに
対応した電気信号を個別に得る受信手段と、この受信手
段が得た複数の電気信号のドプラ偏移周波数を個別に演
算する偏移周波数演算手段と、この偏移周波数演算手段
の複数のドプラ偏移周波数演算値に基づき前記検出部位
における運動流体のベクトル速度を演算するベクトル速
度演算手段とを備えた。

【０００９】とくに、請求項２記載の発明では、前記受
信手段は、複数個の反射超音波ビームが検出部位で交差
する角度を手動又は自動で変更可能な手段である。

【００１０】またとくに、請求項３記載の発明では、前
記受信手段は、複数の検出部位から前記複数の振動子群
に個別に到達する反射超音波ビームに対応した電気信号
を同時に得る手段であり、前記ベクトル速度演算手段
は、上記複数の検出部位における運動流体のベクトル速
度を個別に演算する手段である。

【００１１】

【作用】送信手段が探触子の各振動子を励振すると、こ
の探触子から血液などの体内運動流体の所望検出部位に
向けて超音波信号が放射される。この超音波信号は検出
部位で散乱されてドプラ効果を受けた後、その反射超音
波信号が各振動子で受信され、反射超音波信号に対応し
た電気信号に変換される。受信手段では、探触子内の複
数の振動子群毎に、検出部位から振動子群に到達する反
射超音波ビームの電気信号が同時に形成され、この各電
気信号のドプラ偏移周波数が偏移周波数演算手段で個別
に演算される。このドプラ偏移周波数演算値は各々ベク
トル速度演算手段に供給され、その演算手段ではそれら
の偏移周波数演算値と既知情報として予め持っている反
射超音波ビームの交差角度を表すデータとから、検出部
位での運動流体のベクトル速度（絶対速度及び運動方
向）が演算される。つまり、検出部位で反射した複数の
反射ビームが並列同時受信され、ベクトル速度が求めら
れる。

【００１２】とくに、請求項２記載の発明の受信手段
は、複数個の反射超音波ビームの検出部位における交差
角度を手動又は自動で変更できるので、診断深さの変化
に容易に対応できる。また、請求項３記載の発明の受信
手段及びベクトル速度演算手段によれば、検出部位が複
数であっても、その各検出部位のベクトル速度が同時に
精度良く求められる。

【００１３】

【実施例】以下、本発明の実施例を図面を参照して説明
する。

【００１４】第１実施例第１実施例を図１〜図４に示す。

【００１５】図１において、符号１０は体内の血管を示
し、符号１１は血管１０内の血流のベクトル速度を測定
する、パルスドプラ法に係る超音波ドプラ診断装置を示
す。

【００１６】この超音波ドプラ診断装置１１は図示した
ように、電圧信号と超音波信号を相互に変換可能な探触
子２１と、この探触子２１を送信時に駆動する送信部２
２と、探触子２１の受波信号（エコー信号）を入力する
２系統の第１、第２受信部２３Ａ，２３Ｂと、この両受
信部２３Ａ，２３Ｂの出力側に設けたベクトル速度演算
器２４及び表示器２５と、超音波ビームの偏向を制御す
る偏向制御回路２６と、各種データを入力ための入力器
２７とを有している。

【００１７】この内、探触子２１は、複数個（例えば６
４個、１２８個）の短冊状の、圧電セラミックスから成
る振動子２１ａ₁…２１ａ_n（ｎ＝６４または１２８）
を配列させて振動子列を形成したセクタ電子方式のプロ
ーブである。各振動子21ａ₁…２１ａ_nは、その受信時
においては、２組の振動子群２１ａ₁…２１ａ_n/2（：
ＴＧ１）、２１ａ_(n/2)+1…２１ａ_n（：ＴＧ２）に分
割して使用されるもので、その振動子群ＴＧ１，ＴＧ２
の中心線同士の間隔は、所望の検出部位（サンプルボリ
ューム）Ｓにて２本の超音波反射（受波）ビームが所定
の交差角度αを形成するように設定される。この交差角
度αは、振動子群同士の距離（つまり、探触子２１が受
波する２本の超音波ビーム間の距離）と、探触子２１か
ら検出部位Ｓまでの距離とにより特定される。

【００１８】また、送信部２２は図示のように、所定周
波数の基準信号発振器３０を有し、この発振器３０の出
力側に、励振用のパルス信号を形成するパルサ３１、及
び、送信遅延用の送信遅延回路３２を順次接続させてい
る。送信遅延回路３２は、振動子数に対応した可変遅延
線（図示せず）を内臓しており、その各遅延時間が偏向
制御回路２６からの制御信号ＦＣにより調整可能になっ
ている。これにより、パルサ３１から出力された所定周
波数の励振信号は送信遅延回路３２の各遅延線回路によ
り遅延を受けて、各振動子２１ａ₁…２１ａ_nに個別に
供給される。

【００１９】これに対して、第１、第２受信部２３Ａ，
２３Ｂは、同時受信する超音波反射ビームの数「２」に
対応して設けられたもので、夫々、同一の構成を有す
る。即ち、受信部２３Ａ，２３Ｂの各々は、図２に示す
ように、探触子２１の受波電気信号を受持ちの振動子群
ＴＧ１（又はＴＧ２）毎に入力させる電子走査受信器４
０と、この電子走査受信器４０の出力を入力・処理する
２系統の信号処理回路４１、４２と、この信号処理回路
４１、４２の信号を複素信号と取り扱うための移相器４
３と、信号処理回路４１、４２の出力信号を用いて周波
数分析を行う周波数分析器（ＦＦＴ）４４とを備えてい
る。各移相器４３には、送信部２２の基準信号発振器３
０の出力信号が供給されている。

【００２０】電子走査受信器４０は各々、図３に示すよ
うに、接続される振動子群ＴＧ１（又はＴＧ２）の各振
動子２１ａの数に対応して装備された増幅器５０₁…５
０_nと、この増幅器５０₁…５０_nの出力側に各々設け
られた受信遅延回路５１₁…５１_nと、この受信遅延回
路５１₁…５１_nの出力信号を加算する加算回路５２と
を有している。各受信遅延回路５１₁…５１_nは偏向制
御回路２６からの遅延制御信号ＦＣを受け、この指令に
応じた遅延を入力信号に掛ける。

【００２１】信号処理回路４１は、電子走査受信器４０
の出力信号を入力させる直交検波器４６ａを有し、その
出力側に、ハイパスフィルタ４７ａ，ローパスフィルタ
４８ａ，増幅器４９ａ，及びＡ／Ｄ変換器５０ａを順次
接続させている。もう一方の信号処理回路４２も同様
に、直交検波器４６ｂ，ハイパスフィルタ４７ｂ，ロー
パスフィルタ４８ｂ，増幅器４９ｂ，及びＡ／Ｄ変換器
５０ｂを備えている。一方の直交検波器４６ａには移相
器４３の出力信号が与えられ、他方の直交検波器４６ｂ
には基準信号発振器３０の出力信号が直接与えられてお
り、これにより、一方の信号処理回路４１の信号は他方
の信号処理回路４２よりもπ／２だけ位相がずれ、複素
信号となる。

【００２２】また、周波数分析器４４は高速フーリエ変
換器（ＦＦＴ）で成り、複素信号に変換された受信信号
を入力してフーリエ変換し、超音波キャリア周波数の、
ドプラ効果に拠る偏移周波数に対応した信号をベクトル
速度演算器２４に出力する。ここでの偏移周波数は、血
流速度の各超音波受波ビーム方向における速度成分に対
応したものとなる。

【００２３】上記ベクトル速度演算器２４は、第１、第
２受信部２３Ａ，２３Ｂからのフーリエ変換された信号
を入力して、血流のベクトル速度（即ち、速度の絶対値
及び方向）を演算し、その演算結果に対応した信号を表
示器２５に送る。表示器２５は、ベクトル速度の情報を
受け、その情報を表示できる。

【００２４】偏向制御回路２６は例えばマイクロコンピ
ュータを搭載して構成され、入力器２７の指示信号を取
り込んで、予め定めた手順にしたがって送信遅延回路３
２及び各受信遅延回路５１の遅延時間を制御する。入力
器２７は例えばキーボードであり、検出部位Ｓにおける
超音波受波ビームの交差角設定の自動、手動及び交差角
指令値を含む各種指令を入力できる。このため、入力器
２７に対して、それらの交差角情報及び自動、手動の切
換情報を入力しておくことにより、その情報に応じて偏
向制御回路２６が遅延回路３２、５１₁…５１_nの遅延
時間パターンを変化させ、交差角を設定できる。

【００２５】以上の構成中、送信部２２、偏向制御回路
２６、及び入力器２７が本発明の送信手段を形成し、電
子走査受信器４０、基準信号発振器３０、偏向制御回路
２６、及び入力器２７が本発明の受信手段を形成してい
る。また、信号処理回路４１、４２、移相器４３、及び
周波数分析器が本発明の偏移周波数演算手段に、ベクト
ル速度演算器２４がベクトル速度演算手段に各々対応し
ている。

【００２６】ここで、ベクトル速度演算器２４における
演算を詳述する。説明を簡単にするためにサンプルボリ
ュームは探触子の正面にある場合を考える。図４に示す
ように、超音波受波ビームＡ，Ｂを血管１０の同一検出
部位Ｓに同時に形成させたとする。このとき、超音波受
波ビームＡによって得られるエコー信号についてのドプ
ラ偏移周波数ｆ_Ａ及び超音波受波ビームＢによって得ら
れるエコー信号についてのドプラ偏移周波数ｆ_Ｂは、次
式（１），（２）によって表される。

【００２７】

【数１】

【００２８】

【数２】

【００２９】上記式において、ｆ_ｏは超音波の周波数、
ｖは反射体（血流）の絶対速度、ｃは媒質中の音速、θ
は超音波送波ビームの方向と血流の運動方向とのなす角
度、Ｗは探触子の口径長、Ｒは探触子と部位Ｓ（サンプ
ルボリューム位置）との間の距離である（図４参照）。

【００３０】本実施例によれば、上記式（１）、（２）
中、ｆ_Ａ、ｆ_Ｂが測定によって求められ、しかも、
ｆ_ｏ、ｃ、Ｗ、Ｒは既知であるから、上記２式から角度
θが下記式（３）の如く求められる。

【００３１】

【数３】

【００３２】この（３）式を（１）式に代入することに
より、反射体（血流）の絶対速度ｖは下記式（４）の如
く求められる。

【００３３】

【数４】

【００３４】このため、ベクトル速度演算器２４は上記
（３）、（４）式の演算を行ってベクトル速度（ｖ、
θ）を求める。

【００３５】次に、本実施例の動作を説明する。

【００３６】入力器２７から偏向制御回路２６に検出位
置Ｓの位置情報を入力すると、偏向制御回路は２６は送
信遅延回路３２及び各受信遅延回路５１に対する遅延時
間パターンを送受別に設定する。そして、送信部２２が
作動し、パルサ３１から送信遅延回路３２を介して探触
子２１の各振動子２１ａ₁…２１ａ_nに励振パルス信号
が個別に送られ、時間差をもって励振される。これによ
り、探触子２１から超音波ビームが血管１０の検出部位
Ｓに焦点を結ぶように放射され（図１、４中の破線ＴＲ
参照）、検出部位Ｓで反射して探触子２０に戻る。この
反射の際、超音波ビームは赤血球からの散乱を受け、ド
プラ効果により周波数が僅かに偏移する。この偏移した
周波数を持つ反射超音波信号は振動子２１ａ₁…２１ａ
_n全体で受信され、対応する電圧パルス信号に変換され
た後、２系統の第１、第２受信部２３Ａ，２３Ｂに分割
して送られる。

【００３７】第１、第２受信部２３Ａ，２３Ｂの各電子
走査受信器４０では、入力する複数の電圧パルス信号に
異なる遅延が掛けられて加算される。この同時受信処理
の内、一方の第１受信部２３Ａが接続されている組の振
動子群ＴＧ１は、その振動子群ＴＧ１の中心位置と検出
部位Ｓとを結ぶ線上の指向性を強め、検出部位Ｓから振
動子群ＴＧ１に到達する反射ビーム（図１、４中の実線
ＲＡ参照）を受信したのと等価になる。また、他方の第
２受信部２３Ｂが接続されている組の振動子群ＴＧ２
は、その振動子群ＴＧ２の中心位置と検出部位Ｓとを結
ぶ線上の指向性を強め、検出部位Ｓから振動子群ＴＧ２
に到達する反射ビーム（図１、４中の実線ＲＢ参照）を
受信したのと等価になる。

【００３８】このように両方の電子走査受信器４０、４
０で同時に受信されたパルス信号は、各々、直交検波器
４６ａ，４６ｂで互いにπ／２の位相差を有する複素電
気信号に変換される。それらの電気信号は、ハイパスフ
ィルタ４７ａ，ローパスフィルタ４８ａ及びハイパスフ
ィルタ４７ｂ，ローパスフィルタ４８ｂによりノイズ成
分及び不要な信号成分が除去された後、増幅器４９ａ，
４９ｂを介してＡ／Ｄ変換器５０ａ，５０ｂに各々送ら
れる。この両Ａ／Ｄ変換器５０ａ，５０ｂによりデジタ
ル信号に変換された複素信号としての２つの反射電気信
号（実数部、虚数部に相当）はその後、周波数分析器４
４に供給され、この分析器４４にてキャリア周波数の偏
移周波数が演算される。つまり、第１受信部２３Ａにお
いて一方の反射超音波ビームＲＡの偏移周波数が演算さ
れ、同時に、第２受信部２３Ｂにおいて他方の反射超音
波ビームＲＢの偏移周波数が演算される。

【００３９】この反射超音波ビームＲＡ，ＲＢの偏移周
波数演算値は更にベクトル速度演算器２４に送られ、そ
の演算器２４にて前記（４）、（３）式に基づき検出部
位Ｓの血流の絶対速度ｖ、運動方向θが演算される。こ
の各演算値ｖ、θは表示器２５に送られ、例えば絶対速
度ｖのスペクトラム表示などにより表示される。

【００４０】このようにして、血流の運動方向と超音波
ビームの成す角度θに応じた補正を施した、より正確な
ベクトル速度を表示することができる。このとき、２つ
の反射超音波ビームは同時受信であるため、超音波ビー
ムの送信が１回、受信が１回で済み、従来のように複数
の受信ビームを得るためにその都度、送受信を行う場合
に比べて、走査時間が短縮され、迅速な診断を行える。
また、血流の流れが複雑な場合でも、目的の検出部位１
点からドプラ情報を得る構成であるため、従来のように
補正を意識してずらした点から求める場合とは異なり、
血流速度を精度良く演算できる。

【００４１】第２実施例第２実施例を図５、６を用いて説明する。この第２実施
例は、複数（ここでは簡単のため２つとする）の検出部
位における流体の運動状態を同時に受信するようにした
ものである。なお、第１実施例と同一又は同等の構成要
素には同一符号を用いて説明を省略する。

【００４２】図５における超音波ドプラ診断装置６０
は、探触子２１を形成する複数の振動子２１ａ₁…２１
ａ_n全部からエコー信号を同時に並列受信する２系統の
第１、第２総合受信部６１Ａ，６１Ｂと、それらの総合
受信部６１Ａ，６１Ｂの出力側に備えた画像メモリ６
２、Ｄ／Ａ変換器６３、及びＴＶモニタ６４とを有す
る。

【００４３】この内、第１、第２総合受信部６１Ａ、６
１Ｂは共に同等の回路構成を有する。第１総合受信部６
１Ａでそれを説明すると、図６に示すように、断層画像
を得るための画像データ受信部７０と、ドプラ画像を得
るための第１、第２受信部７１Ａ，７１Ｂと、π／２移
相器７２と、ベクトル速度演算器７３とを備えている。
この内、位相器７２、ベクトル速度演算器７３は第１実
施例と同一に構成され、同一の機能を有する。

【００４４】上記画像データ受信部７０は、振動子２１
ａ₁…２１ａ_n全部のエコー信号を受けて断層像を構成
する各点に対する整相加算を行う電子走査受信器８０
と、この加算データの帯域圧縮を行う対数増幅器８１
と、この増幅信号に対する包絡線検波回路８２と、この
検波信号に対するＡ／Ｄ変換器とを備えており、これに
より、白黒画像データが得られる。

【００４５】第１、第２受信部７１Ａ，７１Ｂは振動子
群ＴＧ１，ＴＧ２の数に対応して設けられ、各々、同等
の構成を有する。これを第１受信部７１Ａについて説明
すると、一方の振動子群ＴＧ１のエコー信号を受ける電
子走査受信器８５と、２系統の信号処理回路８６、８７
と、フーリエ変換を行う周波数分析器８８とを備えてい
る。電子走査受信器８５は受持ちの検出部位Ｓ₁（図５
参照）からの超音波受波ビームＲＡ₁を形成できるよう
に、その遅延パターンが偏向制御回路２６により制御さ
れる。信号処理回路８６、８７の夫々は、第１実施例と
同様に、超音波受波ビームＲＡ₁の受信信号を複素信号
に変換する位相検波回路９０ａ（９０ｂ）、不要な信号
成分や雑音成分を除去するローパスフィルタ９１ａ（９
１ｂ）、Ａ／Ｄ変換器９２ａ（９２ｂ）、構造物等の動
きによるドプラ成分を除去するＭＴＩフィルタ９３ａ
（９３ｂ）を図示の如く順次備え、ＭＴＩフィルタ９３
ａ、９３ｂのフィルタ出力が周波数分析器８８に出力さ
れる。

【００４６】もう一方の第２受信部７１Ｂも上述したと
同一の構成である（同一符号を付す）が、その内の電子
走査受信器８５は、他方の振動子群ＴＧ２のエコー信号
を受けて、受持ちの検出部位Ｓ₁からの超音波受波ビー
ムＲＢ₁を形成できるように、その遅延パターンが偏向
制御回路２６により制御される。

【００４７】そして、第１、第２受信部７１Ａ，７１Ｂ
の各周波数分析器８８からの分析結果（血流速度信号）
はベクトル速度演算器７３に出力され、前記（４）、
（３）式に基づく絶対速度ｖ、運動方向θの演算がなさ
れる。

【００４８】さらに、図示しないが、もう一方の第２総
合受信部６１Ｂにおける振動子群ＴＧ１側の電子走査受
信器は、もう一つの受持ち検出部位Ｓ₂（図５参照）か
らの超音波受波ビームＲＡ₂（図５参照）を形成できる
ように、その遅延パターンが偏向制御回路２６により制
御される。同様に、振動子群ＴＧ２側の電子走査受信器
は、受持ち検出部位Ｓ₂からの超音波受波ビームＲＢ₂
を形成できるように、その遅延パターンが制御される。

【００４９】以上の並列同時受信及び並列演算に係る、
各総合受信部６１Ａ，６１Ｂのベクトル速度演算器７３
の演算結果は、画像メモリ６２に画像データとして格納
され、画像データがテレビ方式にフォーマット変換され
る。この画像データは、その後、Ａ／Ｄ変換器６３を介
してＴＶモニタ６４に送られ、断層像及びドプラ像を表
示可能になっている。

【００５０】なお、本実施例の送信部２２では、送信遅
延回路３２の送信遅延を弱め又は掛けないで、上記複数
の検出部位Ｓ₁、Ｓ₂を含む広い領域に、超音波信号を
一度に放射できるようになっている。その他の構成は第
１実施例と同一である。

【００５１】以上の構成中、特に、電子走査受信器８５
…８５、基準信号発振器３０、偏向制御回路２６、及び
入力器２７が受信手段を形成し、信号処理回路８６…８
６、８７…８７、位相器７２、７２、及び周波数分析器
８８…８８が偏移周波数演算手段に含まれる。また、ベ
クトル速度演算器７３、７３がベクトル速度演算手段に
対応する。

【００５２】このため、本第２実施例においては、送信
部２２が探触子２１の全振動子２１ａ₁…２１ａ_nを同
時に励振して、測定領域に超音波信号を放射する。この
放射超音波が血流等によって反射されると、再び、全振
動子２１ａ₁…２１ａ_nで受波される。この受波に伴う
エコー信号の各々は第１、第２総合受信部６１Ａ，６１
Ｂに同時に送られ、この内、第１総合受信部６１Ａでは
受持ち検出部位Ｓ₁のドプラ偏移周波数に基づくベクト
ル速度が演算され、且つ、第２総合受信部６１Ｂでは受
持ち検出部位Ｓ₂のドプラ偏移周波数に基づくベクトル
速度が演算される。そして、これら２点のベクトル速度
が同時にＴＶモニタ６４に表示される。

【００５３】したがって、血管１０内の検出部位が２か
所の場合でも、１回の送信及び１回の受信の原則に従い
ながら、受信時に個別に信号処理できて、高精度な補正
ベクトル速度を個別に且つ迅速に診ることができる。つ
まり、第１実施例と同等の効果を得るほか、検出部位は
予め入力器２７から設定しておけばよいから、検出部位
の設定を変えて同一診断を繰り返す手間が省け、診断時
間を大幅に短縮でき、その能率が向上するという利点が
ある。

【００５４】なお、請求項３記載の発明は、上記第２実
施例のように、複数の検出部位を２箇所とする場合に限
定されるものではなく、３箇所以上であってもよく、そ
の場合には、係る検出部位の数に対応して前述した総合
受信部を探触子の受信側に併設し、各総合受信部におい
て受持ちの検出位置に受信ビームが集束するように遅延
時間パターンを夫々設定してやればよい。

【００５５】また、請求項記載の発明の受信手段は、上
記第２実施例記載のようにアナログ信号のまま処理する
構成のものに限定されることなく、受信遅延機構の部分
を図７記載のようにデジタル化することもできる。つま
り、図７の構成では（前記各実施例と同一の構成要素に
は同一符号を用いる）、基準パルス発生器１００からの
パルス信号を、送信遅延回路１０１-1…１０１-n及びパ
ルサ１０２-1…１０２-nを順次、個別に介してアレイ探
触子２１の振動子２１ａ₁…２１ａ_nに送る。この振動
子２１ａ₁…２１ａ_nが変換したエコー信号は、プリア
ンプ１０３-1…１０３-n及びＡ／Ｄ変換器１０４-1…１
０４-nを順次、個別に介してＲＡＭ（メモリ）１０５-1
…１０５-nに各々書き込むようにする。このＲＡＭ１０
５-1…１０５-nの出力側には、１つの演算部１０６及び
ベクトル速度演算器２４、表示器２５が備えられてい
る。演算部１０６は、ＲＡＭ１０５-1…１０５-nの出力
信号を加算する加算器１０７、信号処理回路４１、４
２、位相器４３、及び周波数分析器４４を備えている。
加算器１０７は、ＲＡＭ１０５-1…１０５-nの記憶信号
を読み込む際、時分割的に遅延させて読み込み、加算す
ることで、一つの検出部位に対する等価的な整相加算を
行う。さらに、演算部１０６は時分割で複数の検出部位
に対する所定演算を行う。このため、検出部位が１個で
あっても、図７のデジタル化した構成で対処可能になる
ほか、検出部位が複数であっても時分割処理により１系
統の演算部で済むから、受信回路規模を増大させること
が無いという利点がある。

【００５６】ここで、基準パルス発生器１００、送信遅
延回路１０１、パルサ１０２が送信手段に含まれ、プリ
アンプ１０３、Ａ／Ｄ変換器１０４、ＲＡＭ１０５、及
び加算器１０７が受信手段に含まれる。

【００５７】さらに、本発明は上記各実施例で説明した
構成に限定されるものではなく、種々の変形が可能であ
る。例えば、同時受波する受信時の振動子群は、必ずし
も探触子を２分割した２個である必要は無く、３分割、
４分割としてもよい。また、設計の都合や信号リーク防
止の面から、分割した振動子群の間に、使用しない振動
子を置くこともできる。一方、送信時の振動子数も前記
各実施例のように全素子を使う構成とはせずに、一部の
複数素子のみを使って送波する構成も可能である。さら
に、本発明の探触子はセクタ走査用に限定されず、リニ
ア、コンベックス走査用にも適用できる。さらに、スペ
クトラムドプラモード用に限らず、血流イメージングモ
ード用にも適用できる。一方、各ビームで得られるドプ
ラ偏移周波数ｆ_Ａ、ｆ_Ｂは平均周波数だけに限定され
ず、最大周波数（最高血流速度）又は最低周波数（最低
血流速度）としてもよい。また、ドプラ偏移周波数
ｆ_Ａ、ｆ_Ｂを求める際、折り返し防止のための手段を講
じてもよい。更にパルスドプラ法に限定されず、ＣＷ
（連続波）ドプラ法にも適用できる。

【００５８】

【発明の効果】以上説明したように、本発明では、探触
子から体内の運動流体の検出部位に向けて超音波信号を
放射させ、その反射超音波信号を上記探触子で受け、そ
の探触子の振動子列を分割した複数個の振動子群毎に、
検出部位からその各振動子群に到達する反射超音波ビー
ムに対応した電気信号を個別に求め、その複数の電気信
号のドプラ偏移周波数を個別に演算し、その複数のドプ
ラ偏移周波数演算値に基づき検出部位のベクトル速度を
求めるようにしたため、所望の観測部位のドプラ偏移周
波数を直接検出でき、且つ、ドプラ偏移周波数を得るた
めの複数のエコー信号は同時受信であることから、従来
の各検出手法に比べて、流体の流れが複雑であっても高
精度な診断を行うことができ、信頼性が向上すると共
に、診断時間も短くなって検査効率が向上するという効
果が得られる。

【００５９】とくに、請求項２記載の発明では、検出部
位の深さが変わっても、これに容易に対応でき、さら
に、請求項３記載の発明では、検出部位が複数の場合で
も高精度に且つ短時間で診断できて、これらにより汎用
性のある超音波ドプラ診断装置を提供できる。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の第１実施例に係る超音波ドプラ診断装
置を示す全体ブロック図。

【図２】図１中の第１、第２受信部の構成を示すブロッ
ク図。

【図３】図２中の電子走査受信器の構成を示すブロック
図。

【図４】実施例の超音波送波ビーム及び超音波受波ビー
ムを示す幾何学的説明図。

【図５】本発明の第２実施例に係る超音波ドプラ診断装
置を示す全体ブロック図。

【図６】図５中の総合受信部の構成を示すブロック図

【図７】受信回路のデジタル化に係る、その他の実施例
を示す部分ブロック図。

【図８】血流の運動方向と超音波ビーム方向の違いに因
る誤差を説明する説明図。

【図９】従来の誤差補正に係る超音波ビーム送受の一例
を示す説明図。

【図１０】従来の誤差補正に係る超音波ビーム送受の他
の例を示す説明図。

【符号の説明】

１０血管１１超音波ドプラ診断装置２１探触子２１ａ₁，…２１ａ_n 振動子２２送信部２３Ａ，２３Ｂ第１、第２受信部２４ベクトル速度演算器２６偏向制御回路２７入力器４０電子走査受信器４１、４２信号処理回路４３位相器４４周波数分析器６０超音波ドプラ診断装置６１Ａ，６１Ｂ第１、第２総合受信部７１Ａ，７１Ｂ第１、第２受信部７２位相器７３ベクトル速度演算器８５電子走査受信器８６、８７信号処理回路８８周波数分析器１００基準パルス発生器１０１送信遅延回路１０２パルサ１０３プリアンプ１０４Ａ／Ｄ変換器１０５ＲＡＭ１０６演算部１０７加算器ＴＧ１，ＴＧ２振動子群Ｓ，Ｓ₁、Ｓ₂ 検出部位

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】体内の運動流体に向けて超音波信号を放
射し、その反射信号を用いて上記流体の運動状態を表示
する超音波ドプラ診断装置において、電気信号と超音波
信号を相互に変換可能な多数の振動子から成る振動子列
を有した探触子と、この探触子から前記運動流体の検出
部位に向けて超音波信号を放射させる送信手段と、前記
振動子列を分割した複数個の振動子群毎に、前記検出部
位からその各振動子群に到達する反射超音波ビームに対
応した電気信号を個別に得る受信手段と、この受信手段
が得た複数の電気信号のドプラ偏移周波数を個別に演算
する偏移周波数演算手段と、この偏移周波数演算手段の
複数のドプラ偏移周波数演算値に基づき前記検出部位に
おける運動流体のベクトル速度を演算するベクトル速度
演算手段とを備えたことを特徴とする超音波ドプラ診断
装置。
【請求項２】前記受信手段は、複数個の反射超音波ビ
ームが検出部位で交差する角度を手動又は自動で変更可
能な手段である請求項１記載の超音波ドプラ診断装置。
【請求項３】前記受信手段は、複数の検出部位から前
記複数の振動子群に個別に到達する反射超音波ビームに
対応した電気信号を同時に得る手段であり、前記ベクト
ル速度演算手段は、上記複数の検出部位における運動流
体のベクトル速度を個別に演算する手段である請求項１
記載の超音波ドプラ診断装置。