JPH0574370B2 - - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】 ［産業上の利用分野］ 本発明は超音波連続波ドプラ診断装置、特に被
検体内運動部に超音波連続波を送受波し、反射エ
コーが受けたドプラ偏移周波数を検出することに
より運動部の速度を計測する超音波連続波ドプラ
診断装置に関する。

［従来の技術］ 超音波ドプラ効果を利用して生体等の被検体内
を流れる血流等の運動部の速度を計測する超音波
ドプラ装置が周知であり、医療の分野では例えば
心臓機能の診断に用いる画像情報を提供してい
る。

この超音波ドプラ装置としては、一定の繰返し
周期にて形成される超音波パルス波が用いられて
いるが、近年では超音波連続波により運動部の速
度を正確に計測することが試みられている。

すなわち、超音波パルス波にて速度を計測する
場合には、繰返し周期により決定されるナイキス
ト周波数により検出できるドプラ偏移周波数に限
界が生じ、速度を正確に計測することができない
という問題がある。しかし、超音波連続波によれ
ば、このような検出周波数の限界がなく、心臓血
流等のような高速度の測定も正確に行えるという
利点がある。

この種の超音波連続波ドプラ診断装置では、フ
エイズドアレイ型振動子を有し、複数個の送信用
振動子により被検体内目的（焦点）部位に超音波
連続波を送波し、その目的部位からの反射エコー
は前記送信用振動子とは別個の受信用振動子によ
り受波する、このようなフエイズドアレイ型の振
動子による超音波連続波の送受波作用を第６図に
示す。

第６図において、４個の送信用振動子１２から
出力された超音波連続波は目的部位である反射体
Ｆに向けて放射され、一方反射体Ｆから反射され
る反射エコー波は４個の受信用振動子１４にて受
波されることになる。一般に、フエイズドアレイ
型振動子では複数個の振動子が直線上に所定間隔
をもつて配列されているが、第６図のような超音
波送受波作用を行わせるためには４個の送信用振
動子１２について角度偏向制御を行つており、こ
れにより所定角度方向にある目的部位に超音波連
続波を放射することができる。

また、受信用振動子においても同様に所定角度
方向からの反射エコーを受信するための制御（遅
延制御）が行われ、４個の受信用振動子１４にて
受信された信号は、加算器１６にて加算すること
により目的部位Ｆからの最終的な受信信号を得る
ことができる。

［発明が解決しようとする課題］ ところで、被検体内から反射するエコー信号は
被検体により音響的吸収を受けるとともに、他の
部位からの不要な信号が混入することになり、エ
コー信号のうちドプラ効果を受けたドプラ偏移信
号を精度よく測定することは困難である。従つ
て、被検体内からのエコー信号を受信する際に可
能な限りSN比（信号対雑音比）を高めることが
要請されている。

発明の目的 本発明は前記課題に鑑みなされたものであり、
その目的は、速度情報計測システムのSN比を高
めることができる超音波連続波ドプラ診断装置を
提供することにある。

［課題を解決するための手段］ 複数個の振動子中の送信用振動子により超音波
を連続して送波し、送信用振動子とは別個の受信
用振動子により反射波を受波し、被検体部位の運
動速度を計測する超音波連続波ドプラ診断装置に
おいて、前記送信用振動子の数と前記受信用振動
子の数を異なる数に配分し、その配分比を変更可
能とし、前記送信用振動子の数の前記受信用振動
子の数に対する配分比を測定対象の減衰率が高く
なるほど大きく設定したことを特徴とする。

［作用］ 本発明によれば、例えば送信用振動子数：受信
用振動子＝２：１程度に設定しており、64個の振
動子から成るアレイ型振動子においては、送信用
振動子を43個、受信用振動子を21個に設定する、
これによれば、送信用振動子と受信用振動子を同
数とした場合に比べてSN比が著しく改善される
ことになる。

本発明の原理 次に、本発明の原理を、第６図のように送信用
振動子１２と反射体Ｆとの距離、受信用振動子１
４と反射体Ｆとの距離が同一の場合について説明
する。

まず、音波が伝搬する際の減衰を０とし、後に
減衰の影響を考慮することにすると、受信信号Ｅ
は次に示されるものとなる。

E_S＝CV_Tｄ／R²N_TN_R …(1) ただし、Ｃは比例定数、V_Tは励振電圧、ｄは
配列振動子幅、Ｒは振動子からＦ点までの距離、
N_Tは送信用振動子数、N_Rは受信振動子数であ
る。

一方、１つの受信器で発生するノイズ電圧をn₀
とすれば、加算器１６ではノイズ信号も同様に加
算され、次式に示されるノイズ信号E_Nが発生す
ることになる。

E_N＝n₀N_R ^1/2 …(2) ただし、n₀はノイズ電圧の二乗平均平方根値
（root mean square）とする。

従来では、円形の凹面振動子の音波の集束度合
いを表すものとして次のようなＤフアクタを用い
る。

Ｄ＝a²／（λR） …(3) ここで、λは波長、ａは円形凹面振動子の半径
である。

そこで、前記円形凹面振動子を第６図に適用す
ることにし、送信振動子のフアクタD_Tを次式の
ように定義する。

D_T＝１／λR（N_Tｄ／２）² …(4) この(4)式は前(3)式と比較すると、振動子半径ａ
がN_TＤ／２に置き代わつたことになる。

ここで、配列振動子から放射される音波の音場
は二次元であるから、振動子で得られる音圧の最
大値P_naxはこれと等しい開口長を有する円形凹面
振動子で得られる音圧の最大値の平方根にほぼ比
例すると考えられる。第７図には、振動子表面の
音圧をP₀とした場合のP_nax／P₀とD_Tフアクタと
の関係が示されており、D_Tが２以下であれば、
図の実線で近似されるので、この音圧の最大値
P_naxと前記D_Tフアクタとの関係は次式で示され
るものとなる。

P_nax＝（1.4＋0.8D_T）κV_T …(5) ここで、κは比例定数とする。

そして、送信振動子数N_Tが変わると、フアク
タD_Tも変わることになるが、この場合、送信電
圧V_Tを変化させて前記音圧P_naxが常に一定値Ｋ
になるように制御するものとする。このことは、
被検体に照射される音響パワーを一定値に保つて
検査時の安全を確保することを意味する。

従つて、このような条件によれば、送信用振動
子１２の励振電圧は次式のように制御される。

V_T＝Ｋ／κ（1.4＋0.8D_T） …(6) ここで、この(6)式に前記(4)式を代入すると、次
式を得ることができる。

V_T＝K′／1.4＋0.8μN_T ² …(7) ただし、K′＝Ｋ／κ、μ＝d²／4λRとする。

以上の説明は、被検体内媒質中での音波伝搬減
衰がないものとしているが、実際の生体組織など
では伝搬中の減衰があるため、これを補正する必
要がある。

すなわち、Ｄ定数値が大きくなるほど、音圧が
最大となる距離は遠くに移動するため、音圧最大
値の減衰量は大きくなるので、この減衰分を補正
して音圧の最大値が常に一定になるようにする。
このためには、Ｄ定数値に対する音圧の最大値
P_naxとそれを与える位置Z_nとの関係を知る必要
がある。

しかし、減衰を有する媒質で前記Ｄ定数値と音
圧の最大値P_naxとの関係を与えるグラフは一般に
与えられていないので、ここでは、減衰がない場
合の音圧を与える基本式から、両者の関係を示す
グラフを作成し、それから減衰のある場合のZ_n
を推定した。

第８図には、D_Tフアクタと音圧最大値を与え
る位置Z_nとの関係が示されており、破線は減衰
のない場合を示しているが、この曲線はD_Tが２
以下ならば、５％以内の精度で破線を実線に近似
できるので、位置Z_nは次式にて表すことができ
る。

Z_n＝（１−10_-0.55D）Ｒ …(8) ここで、媒質が生体組織と同程度の減衰を有す
る場合でのZ_nは、前記(8)式を与えられる値より
ほぼ10％振動子側に近づくことが計算により導か
れるので、前記(7)式での送信電圧V_Tは次に置き
換えることができる。

V_T（N_T）＝K′／（1.4＋0.8μN_T ²）exp｛−0
.9αf₀Zm｝…(9) ただし、μ＝d²／4λR、媒質中の減衰定数をα
と表し、減衰率のｒと区別する。

例えば、ｒ＝0.3dB／ＭHz・cmとするとα＝
0.00345neper／ＭHz・cmとなる。

以上のことから、受信用振動子１４にて受信さ
れる信号E_Sへは前記(1)式に(9)式を代入し、更に音
波が往復伝搬距離2Rの間で受ける減衰量exp｛−
2αf₀R｝を掛けることにより、次式のようにな
る。

E_S（N_T）＝dexp｛−2αf₀R｝／R²N_TN_R×K′／（1.4＋0.
8μN_T ²）exp｛−0.9αf₀R（１−10^-0.55μN_TZ）｝…(10
) 従つて、送信信号の増幅及び加算後の電力で表
したSN比は、(10)式と(2)式との２乗の比として次
式で表される。

SN比＝｛dexp｛−2αf₀R｝／R²N_RN_T／｛n₀N_R ^1/2
｝²※ ※K′／（1.4＋0.8μN_T ²）exp｛−0.9αf₀R（
１−10^-0.55μN_TZ）｝｝²／｛n₀N_R ^1/2｝²…(11) 第９図には、前記(11)式を用いて異なる数の送信
振動子数についてSN比を計算した結果が示され
ており、前記式における各パラメータの定数は、
ｄ＝0.31mm、Ｒ＝100mm、f₀＝2MHzに設定した。
また、減衰率ｒは、ｒ＝０、ｒ＝0.3、ｒ＝
0.6dB／ＭHz・cmの３つの場合について計算し
た。

なお、フエイズドアレイ型振動子の振動子総数
は64（＝N_T＋N_R）としたので、例えば送信用振
動子数N_Tが43の場合は受信用振動子数N_Rは、N_R
＝64−N_T＝21となる。

図において、SN比は送信振動子数N_Tが増加す
るに従つて増加するが、SN比のピークはN_Tが30
〜50の領域に存在し、減衰率ｒが大きくなるほど
SN比の最大点が送信振動子数が大きくなる方に
移動することが理解される。すなわち、SN比の
最大で考えてみると、減衰率ｒが０の時は、送信
用振動子数N_T＝35、減衰率ｒが0.3dB／ＭHz・cm
の時は送信用振動子数N_T＝43、減衰率ｒ＝
0.6dB／ＭHz・cmの時は送信用振動子N_T＝47とな
つており、徐々に増加している。

また、SN比の最大点付近ではいずれの曲線も
なだらかで変化が少なくなつており、例えば生体
の減衰にほぼ近似されるｒ＝0.3dB／ＭHz・cmで
は、送信用振動子N_Tを51に設定したとしても、
SN比のピーク値よりも1dB低い程度であること
が理解される。

従つて、以上のことから、SN比が最大となる
送信用振動子数と受信用振動子数の配分比N_T／
N_Rは１より大きくなり、その値は減衰率ｒが大
きくなるに従つて増大する。

また、SN比の最大点付近では、配分比N_T／
N_Rの変化に対するSN比の低下は緩やかであり、
前記配分比を多少変化させてもSN比の値はそれ
ほど変動しないことになる。

［実施例］ 以下、図面に基づいて本発明の好適な実施例を
説明する。

第１図には、フエイズドアレイ型振動子を先端
に有するセクタ用探触子１０が示されており、フ
エイズドアレイ型振動子は送信用振動子１２と受
信用振動子１４とに分けられている。

本発明において特徴的なことは、送信用振動子
と受信用振動子の数を異なる数に設定したことで
あり、実施例では、送信用振動子数を受信用振動
子数の約２倍程度に設定することができる。

また、本発明は心臓内の血流状態を画像表示す
るために用いるセクタ用探触子だけでなく、リニ
ア用探触子に適用することもでき、これにより腹
部内の運動部の速度情報を得ることが可能であ
る。

次に、前記第１図のような送信用振動子１２及
び受信用振動子１４を想定して行つた実験とその
結果を説明する。

実験に用いた探触子は配列方向の開口長が20
mm、この開口長方向と直角方向の長さが10mmで、
超音波周波数はf₀＝2MHzであり、振動子数は64、
焦点距離Ｒは100mmとし、送信用振動子数N_Tは
47、43、39、31の４通りに変化させた。そして、
第２図ａに示されるように、前記送信用振動子１
２にて放射された超音波連続波は、ハイドロホン
１８にて受信され、オシロスコープ２０にて観測
できるようにする。

第３図には、前記第２図ａの実験により求めら
れた結果が示されており、この実験では媒質を水
として測定を行つたが、第３図には媒質の減衰率
が0.3dB／ＭHz・cmであると仮定して音圧曲線を
書き直したものであり、更に前述したように媒質
中での音響パワーの最大値P_naxが一定値K′にな
るように補正したものである。

この図によれば、送信用振動子数N_Tを31から
47の方に増加させると、音圧が最大となる軸上の
距離Zmは焦点距離Ｒ（＝100mm）に近づき、同時
に焦点距離Ｒでの音圧値も増加していくことが理
解される。

一方、受信信号の測定は第２図ｂに示されるよ
うに、電源２２に接続された音波発生器２４から
音波を発生しN_R個の受信振動子１４にて受信し
て行つた。この場合、前記音波発生器２４から出
力される音波は、送信の実験結果である第８図の
焦点距離Ｒ（100mm）での音圧に比例したものを用
い、この音波を音圧発生器２４から発射して各受
信用振動子１４にて音波を受け、加算器１６の出
力端に現われる音波信号の電力を測定する。

そして、音波の発生を止めてノイズを測定し、
これによりＳ／Ｎ比の相対値を測定した。このよ
うな操作は、ｒ＝0.3dB／ＭHz・cmだけではな
く、ｒ＝0.6、ｒ＝0dB／ＭHz・cmについても行
い、これらの結果を前記第９図に示したグラフに
プロツトすると、第４図に示されるようになる。

図から明らかなように、媒質の音波減衰率ｒが
大きくなるに従つて、SN比が最大となる送信振
動子数N_T値も大きい方に移動し、理論回析の結
果（グラフ曲線）と傾向が一致していることが理
解される。

従つて、送信振動子数N_Tを受信振動子数N_Rよ
りも多く設定することにより、超音波連続波にお
けるドプラ信号のSN比を著しく高めることが可
能となる。

なお、前述したSN比の改善率は、被検体の減
衰率だけでなく、超音波周波数や振動子の配列ピ
ツチ等にても多少異なることが予想されるので、
送信振動子数の受信振動子数に対する配分比はこ
れらの要素を考慮して探触子毎に決定することが
好ましい。

また、本発明は送信振動子数と受信振動子数の
配分を同一としないことを特徴とするので、これ
により送受信される超音波ビーム軸が複数の送信
用振動子１２あるいは受信用振動子１４で形成さ
れる開口の中央軸からずれることも考えられる。

従つて、本願出願人は送信用振動子数と受信用
振動子数を異なる数に設定した場合の超音波ビー
ムの音場指向性を求めた。これによれば、焦点距
離Ｒ（＝100mm）の音波では、感度最大点は焦点方
向に一致し、探触子のビーム軸からのずれは０と
なるが、焦点距離から振動子の方に近づくに従つ
て、感度の最大点は探触子の中心軸からずれてい
く。

第５図には、第６図と同様な二次元モデルによ
り、平面内の任意の点に反射体を置き、受信用振
動子１４で得られるエコー信号の強度を求めたも
のであつて、距離Ｚが60mmの位置の超音波ビーム
の感度を測定した図が示されている。図におい
て、感度の最大点は中心軸から0.5mmだけずれた
ところに存在している。

しかし、この値は角度に換算して0.5度以内で
あり、この程度のずれは実用上はほとんど差し支
えない値である。

以上のように、実施例によれば、被検体内の減
衰率が0.3dB／ＭHz・cmの場合には、配分比N_T／
N_R＝２程度（N_T＝43、N_R＝21）が最もよい値と
なつたが、この配分比はN_T／N_R＝３程度とした
場合でも、SN比の最大値からの低下は0.5dB程
度であるので、配分比を３以上に大きくすること
も好適である。このように、配分比を大きくすれ
ば、装置のハードウエア化を容易にすることがで
きるという利点がある。

また、前記第４図からも明らかなように、被検
体内の媒質の減衰率が高くなるほどSN比の最大
値は送信振動子数が多くなる方に移動するので、
被検体の減衰率に応じて配分比を変えることがで
きる。これは、異なる減衰率により選択する選択
スイツチを設け、選択スイツチの切換えにより減
衰率に合つた配分比を選択できるようにすればよ
く、これによりSN比を更に向上させることがで
きる。

［発明の効果］ 以上説明したように、本発明によれば、送信用
振動子数と受信用振動子数の配分が異なるように
したので、超音波連続波に基づいて検出したドプ
ラ信号のSN比を著しく向上させることができ、
速度情報を抽出するための極めて良好なドプラ信
号を得ることが可能となる。

また、送信用振動子数の受信振動子数に対する
配分比を測定対象の減衰率が高くなるほど大きく
したので、被検体内の媒質に応じた配分比を適当
に選択することができ、これによりSN比を更に
向上させ、高精度の速度情報を得ることが可能と
なる。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明に係る実施例の探触子内振動子
における送信用と受信用の配分比を示した図、第
２図は実施例において行われた実験装置を説明す
るための図、第３図は前記第２図ａ装置において
送信用振動子の数を変えて超音波連続波を送波し
その音圧を測定した結果を示すグラフ図、第４図
は前記第２図ｂの装置にて送信用振動子の数を変
えて放射したのと同様の超音波連続波を放射して
得られた測定結果を示すグラフ図、第５図は送信
用振動子数と受信用振動子数とを異なる数に設定
した場合の超音波ビームのずれを測定した結果を
示すグラフ図、第６図は超音波連続波の送受波作
用を説明するための図、第７図はD_Tフアクタと
音圧の最大値P_naxとの関係を示すグラフ図、第８
図はD_Tフアクタと音圧が最大となる距離Zmとの
関係を示すグラフ図、第９図は理論計算に基づい
て送信用振動子数を変えた場合のSN比の変化を
示すグラフ図である。 １０……探触子、１２……送信用振動子、１４
……受信用振動子、１６……加算器、１８……ハ
イドロホン。

Claims (1)

【特許請求の範囲】
1. １ 複数個の振動子中の送信用振動子により超音
   波を連続して送波し、前記送信用振動子とは別個
   の受信用振動子により反射波を受波し、被検体内
   部位の運動速度を計測する超音波連続波ドプラ診
   断装置において、前記送信用振動子の数と前記受
   信用振動子の数を異なる数に配分し、その配分比
   を変更可能とし、前記送信用振動子の数の前記受
   信用振動子の数に対する配分比を測定対象の減衰
   率が高くなるほど大きく設定したことを特徴とす
   る超音波連続波ドプラ診断装置。