JPS61191345A

JPS61191345A - 超音波診断装置

Info

Publication number: JPS61191345A
Application number: JP60031148A
Authority: JP
Inventors: 聡玉野; 幸雄伊藤; 真治岸本; 裕佐藤
Original assignee: Hitachi Medical Corp
Current assignee: Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Priority date: 1985-02-19
Filing date: 1985-02-19
Publication date: 1986-08-26
Anticipated expiration: 2009-03-02
Also published as: US4742830A; JPH0614930B2; DE3605163A1; DE3605163C2

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】〔技術分野〕本発明は、超音波診断装置に係り、特に、生体内の運動
部分の運動速度分布、速度分散、反射強度を正確に測定
して表示する超音波診断装置に適用して有効な技術に関
するものである。

〔背景技術〕

生体内の運動部分の運動速度を測定し、２次元に表示す
ることのできる従来の超音波診断装置は。

例えば、特開昭５８−１８８４３３号公報に記載される
ように、超音波振動子による超音波の送波と受波の方向
が同一である通常の超音波の送受波方式を用い、超音波
ビーム通過線上にある生体内運動部分の速度分布を測定
し、これを微少量ずらすことを繰り返すことにより、表
示装置に生体内運動部分の速度分布像を２次元に表示し
ている。

しかしながら、生体内運動部分の速度測定の精度を良く
するためには、生体内の同一方向に多数回の超音波送受
波を行わなくてはならず、また。

超音波の速度に由来する完像時間の制限のため。

リアルタイムで表示されるフレームレートは必ずしも満
足でなかった。すなわち、生体内において超音波を距離
１■往復させる時間は略１．３μｓｅｃかかり、例えば
、１８０■−往復させるには略ｌ。

３ｘ１８０μｓｅｃかかる。超音波ドツプラ効果を用い
て血流速度及び速度分散を求め、診断資料とする場合、
何度も超音波ビームを打ち出さなければならない。

例えば、１８０ｍｍの深さの物体を検査する場合。

一方向に１０回打ち出したとすると、１．３Ｘ１８０×
１０μｓｅｃかかる。そして、１画面を形成するのに、
走査線が５０本必要であるとすると、１　、３　Ｘ　１
８０　Ｘ　ｌ　ＯＸ　５０　ｐ’ｓｅｃの時間がかかつ
てしまうという問題があった。

さらに、例えば、心臓の壁のように測定対象である血流
に比較して運動速度が遅く、かつ、その反射強度が血流
に比較して著しく強度なため血流速度測定の障害となる
生体内低速運動部分、又は、固定部分の信号成分は、送
波繰り返し周波数の近傍にある程度の広がりを持って存
在するため、前記公知の方法では、単一消去型の１チャ
ンネル複素信号キャンセラを用いているため、心臓の壁
等の生体内低速運動部分又は固定部分からの信号成分を
充分に除去できないという問題があった。

従来の生体内速度分布を２次元に表示することのできる
超音波診断装置における一表示例として、走査領域路５
５°、診断深度時１４ＣＩＩ、走査線本数３２本の場合
があり、この表示画像は、第９図の右半分の実線部分Ａ
に示すような破れ傘状になり、特に深い深度部での表示
画像は、櫛歯状になり分解能に欠けるという問題があっ
た。

〔発明の目的〕

本発明の目的は、生体内運動部の２次元表示を行う超音
波診断装置の音速に由来する完像時間の制限を取り除き
、診断に充分な走査領域、走査本数、フレームレートを
有し、低速度の血流成分まで測定することができる技術
を提供することにある。

本発明の前記ならびにその他の目的と新規な特徴は、本
明細書の記述及び添付図面によって明らかになるであろ
う。

〔発明の概要〕

本願において開示される発明のうち、代表的なものの概
要を簡単に説明すれば、下記のとおりである。

すなわち、生体内運動部分の速度分布を２次元に表示す
ることのできる超音波診断装置において、超音波出射方
向と超音波受波方向が微少量異なる超音波並列受波方式
を用いることにより、表示画像のフレームレートの増加
をはかるものである。

さらに、前記並列受波方式を採用した装置において帰還
付多重消去型多チャンネル複素信号キャンセラを設ける
ことにより、超音波反射信号から生体内における低速運
動部分又は固定部分からの反射波による信号成分を除去
し、生体内の運動信号成分のうち必要とする血流信号成
分を精度良く抽出することができるようにしたものであ
る。

また、並列受波回路の受波感度を補正する感度補正回路
を設けることにより２画像の乱れの少ない良品質の断層
像及び生体内の運動部分の速度分布像を得ることができ
るようにしたものである。

〔発明の構成〕

°　以下１本発明の構成について、実施例とともに説明
する。

なお、実施例を説明するための企図において、同一機能
を有するものは同一符号を付けその繰り返しの説明は省
略する。

第１図乃至第１６図は、本発明の一実施例の超音波診断
装置を説明するための図であり、第１図は、その超音波
診断装置の全体の概略構成を示すブロック図、第２図は
、受波回路の並列詳細構成を示すブロック図、第３図及
び第４図は、並列受波回路の原理を説明するための説明
図、第５図乃至第８図は、並列受波方式を用いて表示さ
れる表示画像の例を示す図、第９図は、従来の超音波受
波方式と本実施例の並列受波方式に、よる表示画像を比
較するための図、第１０図は、単一消去型キャンセラの
構成を示すブロック図、第１１図は。

帰還付多重消去型キャンセラの一実施例の、帰還付二重
型キャンセラの構成を示すブロック図、第１２図は、単
一消去型、帰還付二重消去型、理想的なキャンセラの速
度レスポンスを示す図、第１３図は、キャンセラ入力の
一実施例の周波数特性を示す図、第１４図は、キャンセ
ラ入力が第１３図で示されるときの単一消去型、帰還付
二重消去型、理想的なキャンセラの出力の周波数特性を
示す図、第１５図は、帰還付二重消去型キャンセラの一
実施例の詳細な構成を示すブロック図、第１６図は、感
度補正演算処理回路の一実施例の２チャンネルルベル差
補正回路の構成を示すブロック図である。

第１図において、ｌは超音波ビームを送受するための探
触子であり、第２図に示すようにｎ個の短冊状振動子（
以下、エレメントという）をアレー状に並べることによ
りトランスジューサを構成したものである。その探触子
１の各ニレメト＃１〜＃ｎは、切換回路２に接続されて
いる。

この切換回路２は、ｎ個のエレメント＃１〜＃ｎから順
にに個のエレメントを選択し、送波回路３の送波パルサ
ー３Ａ　（Ｐｌ−ｐ、）及び受波増幅器４Ａ　（Ｒ１−
Ｒ５）に接続する動作を行うためのものである。前記送
波パルサー３Ａは送波回路３の送波位相制御回路３Ｂに
接続され、位相制御されたパルスを作成する。受波増幅
器４Ａの出力は、受波整相回路４及び５に導かれる。こ
れらの受波整相回路４及び５は、前記各エレメントから
の受波信号の位相を制御することにより、各々の受波指
向性をずらせることが可能となっている。

なお、本実施例の並列受波技術の詳細については、後で
述べる。

前記受波整相回路４，５の出力は、それぞれ複素信号変
換器１００，１０１に供給されて複素信　　号に変換さ
れる。この複素信号変換器１００．１０１は、それぞれ
位相検波器を含む一組の混合器６．７．８．９を有し、
各混合器６．７，８．９において、前記受波整相回路４
．５の受波信号がそれぞれ複素基準信号７１．７２と演
算される。

複素基準信号７１．７２は、安定な高周波信号を発生す
る水晶発振器１ｏの出力を同期回路１１を用いて探触子
振動周波数７０に応じた信号と、血流方向指示のため、
これを移相器１２を用いて９０”位相をずらしたもので
あり、混合器６，７．８．９から受波信号に対応した複
素信号を出力することができる。すなわち、各混合器６
．７．８，９は混合検波によって入力された受信高周波
信号と複素基準信号との筒周波数の和と差の周波数の信
号を出力し、これら両信号が低域通過フィルタ８１．８
２．８３．８４に供給され、受波信号のうち不要な高周
波信号成分が除去される。

前記複素信号変換器１００．１０１において、混合器６
．７，８，９により復調された受波信号は、低域通過フ
ィルタ８１．８２．８３．８４により、各々式（１）１
式（２）のようになる。

ｃｏｓ２にｆｄｔ　　　　・・・・・・・・・・・（１
）ｓｉｎ２πｆｄｔ　　　　・・・・・・・・・・・（
２）但し、ｆｄ：ドツプラ偏移周波数。

すなわち、前記受波信号は前記式（１）を実数部、式（
２）を虚数部とする複素信号に変換されたことになり、
これら両信号は次の複素式（３）によって示すことがで
きる。

Ｚ　１　＝ｃｏｓ２ｃｆｄｔ＋　１ｓｉｎ２ｃｆｄｔ、
・・・・・・（３）このように複素変換された信号Ｚ、
は、アナログ・デジタル変換器８５．８６．８７．８８
によってデジタル信号に変換され、次段の帰還付多重消
去型複素信号キャンセラの一実施例である帰還付二重消
去型複素信号キャンセラ１０２．１０３に入力されるよ
うになっている。前記アナログ・デジタル変換器８５．
８６．８７．８８にはクロック信号７３が供給され、こ
のクロック信号７３によるサンプリングが行われている
。

１０２．１０８は帰還付多重消去型複素信号キャンセラ
の一実施例の帰還付二重消去型の複素信号キャンセラで
あり、血流等の運動速度測定に著しい妨害となる生体内
の動きの遅い部分又は固定部分からの反射信号成分を除
去するためのものである。この帰還付二重消去型の複素
信号キャンセラ１０２．１０３の詳細については後で述
べる。

前記複素信号変換器１００．１０１によって抽出された
ドツプラ成分を持つ各チャンネルの複素信号から、生体
内の運動部分の運動分布を測定するために、自己相関器
１０４，１０５を用いる。

自己相関器１０４，１０５の構成及び演算方法について
は、特開昭５８−１８８４３３号公報に詳しく記載され
ている。

この自己相関器１０４．１０５の出力は、各々Ｓ＝Ｒ＋
ｉＩ　　　　　・・・・・・・・（４）ｓ’　＝艮’＋
ｔＩ’　　・・・・・・・・（５）但し、ｓ、ｓ’　　
：自己相関出力。

Ｒ，Ｒ’　　：自己相関出力の実数成分１、Ｉ’　　：
自己相関出力の虚数成分で表わされ、複素相関が演算さ
れる。この自己相関出力は、速度演算器１０６，１０７
によって自己相関出力Ｓ、Ｓ′の偏角θ、θ′が次式（
６）、式（７）から求められる。

θ　＝ｔａｎ−’　　Ｉ／Ｒ＝２ｚｆｄＴ　　　　・・
”・”・（６）θ’　＝ｔａｎ−’　Ｉ’　／Ｒ’　＝
＝：’ｃｆｄ’　Ｔ−（７）但し、ｆｄ、　ｆｄ’　　
：ドップラ偏移周波数Ｔ：超音波送信縁り返し周期この結果、ドツプラ偏移周波数ｆｄ、　　ｆｄ’　は、
ｆｄ＝θ／２πＴ　　・・・・・・・（８）ｆｄ’＝θ
′／２πＴ　・・・・・（９）として前記偏角θ、θ′
からきわめて容易に速度演算器１０６．１０７により求
められる。

すなわち、送信繰り返し周期Ｔは定数であるから、偏角
θ、θ′はドツプラ偏移周波数ｆｄ、ｆｄ′、すなわち
、血流速度に比例することとなり、また、相関工、Ｒ，
Ｉ’、Ｒ’はそれぞれ正及び負の値を取るので、偏角θ
、θ′は±πの量測定可能となり、これによって運動速
度の方向を知ることができる。

前記偏角θ、θ′を式（６）、（７）に基づいて■、Ｒ
，Ｉ’、Ｒ’から求めるには、工、Ｉ′及びＲ１Ｒ′の
取り得る数値に対応する偏角θ、θ′の値をあらかじめ
ＲＯＭ　（Ｒｅａｄ　０ｎｌｙ　ＭｅＩＩｌｏｒｙ）に
書き込んだテーブルを作成し、このテーブルから入力ｒ
、１′及びＲ，Ｒ’に対応した偏角θ、θ′を読み出す
ことにより行うことができ、高速演算が可能である。こ
のような演算方式は、前記の各種の演算器にも適用する
ことができる。

前述の演算結果を用いて表示装置上に２次元で表示する
ためのエンコーダ１９を用い、前記演算結果に対応する
大きさの信号を作成する。

次に、並列受波方式に用いた受波装置の各チャンネル間
の受波感度のレベル差及びノイズ差があった場合１表示
装置に表示される生体内速度分布像には、超音波ビーム
の方向ごとに画像の乱れが生じる。また、実際の超音波
診断装置においても。

並列受波装置の各チャンネル間には、受波感度のレベル
差、ノイズ差は存在する。

そこで、並列受波装置の受波感度のレベル差。

ノイズ差に起因する生体内血流速度分布像等の診断に不
要な画像の乱れを除去するために、生体内の打ち出した
超音波パルスビームの反射波を同時ニ並列受波し、エン
コーダ１９によりコード化された生体の内運動部分の血
流等の信号の重み付け演算を行う演算手段と、前記同時
演算血流信号と、この信号と隣りの演算血流信号とによ
る重み付け演算を行う演算手段とからなる感度補正回路
５４（以下、２チャンネルレベル差補正回路という）を
用いる。この２チャンネルレベル差補正回路の構成及び
演算方法については、特願昭５９−２５５９２０号の明
細書及び図面に詳しく記載されている。

前記２チャンネルレベル差補正回路５４は、次の実験相
関式（１０）に基づく演算を施すことにより、隣り合う
２チャンネル間のレベル差を補正するものである但し１Ｍ：実験結果から設定される任意の実数Ｄ：感度
補正された演算血流信号Ｄｎ＝被験体のある深さで反射された超音波が受波され
るエレメントの動作順（時系列）に演算血流信号を右方向に並べた時のある時
刻ｔの演算血流信号Ｄｏ；演算血流信号Ｄｎの１つの右の演算血流信号。

次に、２チャンネルレベル差補正回路５４の一実施例を
第１６図に示す。

すなわち、生体内に打ち出した超音波ビームの反射波を
同時多二並列受波した演算血流信号に重み付け演算を行
う第３演算器６０．１チャンネル分の演算血流信号を記
憶させるためのラインメモリ６１及び前記同時に受波し
た演算血流信号とこの演算血流信号の隣りの演算血流信
号とによる重み付け演算を行う第４演算器６２からなり
、この制御は同期回路１１により行われるようになって
いる。

この２チャンネルレベル差補正回路５４を用いることに
より、並列受波装置の各々のチャンネルの受波感度のレ
ベル差とノイズ差に起因する２次元生体内速度分布像の
表示画像の輝度の乱れを除去し、高品質の画像を得るこ
とができる。

２０は画像メモリであり、２チャンネルレベル差補正回
路５４で得られた信号及び平均速度演算回路１７、速度
分算演算回路１８で得られた信号を記憶させるためのも
のである。

２１はアドレス発生回路であり１画像メモリ２０の書き
込み及び読み出しを行うたるのアドレス信号を発生させ
るものである。２２はデジタル・アナログコンバータで
あり、得られたディジタル信号をアナログ信号電圧Ｃｗ
Ｉ度変調信号）に変換６、切換器２３を介して表示装置
２４に供給され、ＢモードあるいはＭモードの運動速度
分布画像が表示される。

通常の超音波断層像のＢモードあるいはＭモード表示を
行うための出力信号は、探触子１により受波された２チ
ャンネルの反射信号を増幅し、整相した後、検波回路５
０、マルチプレクサ１３′、並列受波装置の受波感度の
レベル差、ノイズ差に起因する画像の乱れを除去するた
め、生体内に打ち出した超音波ビームの反射波を同時に
並列受波した受波信号の重み付け演算を行う第１演算手
段と、前記同時受波信号とこの受波信号の隣りの受波信
号とによる重み付け演算を行う第２演算手段とからなる
演算処理機構を有する２チャンネルレベル差補正回路５
５を用いる。この２チャンネルレベル差補正回路５５の
構成は、第１６図に示すものと同じものを用いる。２チ
ャンネルレベル差補正回路５５により、補正された受波
信号は画像メモリ２０′に書き込まれる。２２′はデジ
タル・アナログコンバータであり、得られたディジタル
信号をアナログ信号電圧（輝度変調信号）に変換し、切
替器５２を介して表示装置ｉ！２４に供給される。表示
装置ｉｔ！２４上には１表示制御回路５３により、通常
の断層画像と生体内速度分布像の両者を選択的にあるい
はこれらの両画像を重ね合わせた表示を行うことができ
る。

また、本実施例において、エンコーダ１９をカラーエン
コーダとして用いて１反射強度、平均速度、速度分散の
演算結果に応じた大きさの信号で、赤色（Ｒ）、緑色Ｃ
Ｇ）、青色（Ｂ）の３［色に分解し。

表示装置！２４のブラウン管としてカラーブラウン管を
用いて生体内速度分布像を色彩表示することも可能であ
る。

次に、前述の並列受波方式の詳細について説明する。

超音波の送受波の方向を微少量異ならせて、超音波振動
子の間隔より狭い間隔の超音波送受波総合指向性を得る
方法として、（１）送波と受波とで互いに異なる超音波振動子群を用
いて送波による指向性と受波による指向性とを互いに異
ならせ、これらを合成して両者の中間の総合指向性を得
る方法（例えば、特公昭５７−３５６５３号公報参照）
がある、すなわち、第３図のように探触子ｌのｎ個の短
冊状のエレメントのうち、エレメント＃１〜＃５を励振
すれば、送波ビームは、通常では用いた振動子の中間の
軸上Ｔｌ（一点鎖線表示）方向にある。この時にＲ１方
向の反射エコーを受波するには、エレメント＃１〜＃５
を用い、Ｒ２方向の反射エコーを受波するには、エレメ
ント＃ｌ〜＃６を用いて、２方向に受波器の指向特性を
もたせる。これにより。

送受波総合の指向性は、各々ＴＲ１，ＴＲ２の両方向に
ある。

（２）受波において１組のエレメントを用い、この受波
信号を２つの受波整相回路に導き、受波整相回路内の各
エレメントからの信号の位相を制御することにより、各
々の受信指向性をずらせる方法（例えば、特公昭５６−
２００１７号公報参照）がある、すなわち、第４図のよ
うに＃１〜＃５の各エレメントは各々遅延回路プ＾凰、
テ、１〜ｔＡ　１５　、プ、５に接続する。Ａグループ
の遅延回路は加算器１０１へ、Ｂグループの遅延回路は
加算器１０１′に接続される。各遅延回路の遅延量は、
ＡグループについてはＡ点、ＢグループについてはＢ点
からの音波が各エレメントに到達する時間差（音路差）
に相当する遅延時間で与えられる。すなわち、Ａ点はＢ
点からの超音波信号が各エレメントに入射して音圧に変
換され、各エレメントからの信号が加算器２００又は加
算器２００′の入力端が全て同位相となる遅延量が与え
られる。

このような構成の２組の受波整相回路では、同一のエレ
メントを用いて２方向の指向性を得ることができる。

例えば、第５図のように、走査領域が５０°、一画面あ
たりの走査本数が５０本１診断深度が１００ｍｏ＋、フ
レームレートが１５フレ一ム毎秒の場合、並列受波方式
を用いることにより、実際には超音波ビームを生体内に
発射するのは実線で示した２５本の走査線分だけでよく
、前記と同じ走査領域、走査本数１診断法度のとき、実
像時間を約１／２に短縮することが可能となる。これに
より、フレームレートが約２倍の３０フレ一ム毎秒とな
る。

また、第５図と同じ走査領域１診断法度、フレームレー
トとすると、第６図のように、走査線密度を約２倍の１
画面あたり１００本となる。

また、第５図と同じ走査本数１診断法度、フレームレー
トとすると、第７１！ｌのように走査領域が約２倍の１
００°となる。また、第５図と同じ走査領域、走査本数
、フレームレ−１へとすると、第８図のように診断深度
が約２倍の２００　ｍとなる６以上をまとめると、並列
受波方式を用いる利点は次のようになる。

（１）走査本数が一定のとき。

■フレームレートの向上がはかれる。

■診断深度を深くすることができる。

（２）走査本数を変えた場合。

■走査線密度を上げることができる。

■走査領域を広げることができる。

また、これらの効果を組み合わせることも可能である。

そこで、第９図右手分の実線部Ａに示す場合と同−の条
件で並列受波方式を用いると、走査線本数が一画面で６
４本となるため、前記（２）−〇の効果により得られる
表示画像は、第９図の左半分の実線及び破線に示すよう
になり、深い深度部においても生体内の運動部分の速度
分布を測定するのに充分な分解能を有し１診断に有効な
生体内速度分布表示画像を提供することができる。

次に、受波された信号から、血流等の運動速度の速い物
体によりドツプラ偏移を受けた信号を抽出する本実施例
の詳細について述べる。

生体内の血流等の運動部分の情報を有するドツプラ成分
のみを抽出し、生体内固定部分及び心臓の壁のような部
分は、被測定対象であるに血流に比較して運動速度が遅
く、かつ、反射強度が血流に比較して通常反射信号が強
大なため血流速度測定に著しい妨害を与える。このよう
な生体内固定部分及び、運動速度の遅い部分の反射信号
成分を除去するために、帰還付多重消去型複素信号キャ
ンセラの一実施例の帰還付二重消去型２チャンネル複素
信号キャンセラ（以下、＃ｌ還付二重消去型キャンセラ
という）を設ける。

このキャンセラの動作を説明するために、最初に帰還な
しの単−消去型キャンセラについて述べ、後に帰還付二
重消去型キャンセラについて述べる。

第１０図に示す単一消去キャンセラは、ディレーライン
１１２と減算器１１４から構成され、ディレーライン１
１２は繰り返し信号の１周期（Ｔ）に一致する遅延時間
を有し、このディレーライン１１２は、例えば、１周期
の中に含まれるクロックパルスの数に等しい記憶素子か
ら成るメモリ又はシフトレジスタを用いる。ディレーラ
イン１１２には減算器１１４が接続されており、減算器
１１４によってディレーライン１１２の入力、すなわち
現時刻の信号と、その出力、すなわち１周期前の信号と
を同一深度において逐次両者の差を演算する。このとき
現時刻の入力Ｅ１と出力Ｅ２の入出力関係式は式（１１
）のようになる。

Ｅｉ＝Ｅｘ（ε−ＰＴ−１）　　・・・・（１１）但し
、Ｐ＝ｊω、ω：角速度復調後の超音波信号、すなわちキャンセラの入力信号を
周波数分析すると、第１３図のＢｌ〜Ｂ４に示すような
、心臓の壁のように動きの遅い部分又は固定部分とみな
した生体内臓器の反射信号による周波数成分と、第１３
図Ｂ１〜Ａ４に示すような血流等の運動速度の速い物体
によりドツプラ偏移を受けた反射信号による周波数成分
とが存在する。心臓の壁のように完全に固定していない
臓器による反射信号の周波数成分は、第１３図Ｂ１．８
４に示すように、繰り返し周波数の近傍にある程度の幅
をもつ。

生体内の低速運動部分及び固定部分による反射信号の周
波数成分を完全に除去し、血流等の運動速度の速い物体
によるドプラ偏移を受けた信号の周波数成分のみを抽出
する理想的なキャンセラの速度レスポンスは、第１２回
のＣに示すようになり、キャンセラ入力信号の周波数成
分を第１３図に示すものとすると、キャンセラの出力は
第１４図Ａ。Ｉ”　Ａ　ｏ　４に示すようになり、心臓
の壁のように動きの遅い部分又は固定部分とみなした生
体臓器の反射信号の信号成分は、完全に除去される。

キャンセラの入力信号の周波数成分を第１３図に示すも
のとすると、第１０＠で示した単−消去型キャンセラに
よる出力は、第１４図のＡｓｔ〜Ａ１４及びＢｌｌ〜Ｂ
１４に示すようになり、第１３図のＢ、〜Ｂ４に示した
動きの遅い目標トは固定目標の信号成分を充分に除去で
きない。

そこで、生体内固定部分及び心臓の壁のような低速運動
部分からの信号成分を確実に除去し、血流等の運動速度
の速い物体によりドツプラ偏移を受けた信号成分を通過
させるキャンセラとして、本実施例では、帰還付多重消
去型キャンセラの一実施例として帰還付二重消去型キャ
ンセラ１０２゜１０２’　、１０３．１０３’　を用い
ている。

次に、この帰還付二重消去型キャンセラ１０２゜１０２
’　、１０３，１０３’の詳細構成について第１１図を
用いて説明する。

帰還付二重消去型キャンセラ１０２，１０２’　。

１０３．１０３’の一実施例の構成は、第１１図に示す
ように、ディレーライン１１２及び１１３と、減算器１
１４，１１５，１１６及び加算器１１７と、ディレーラ
イン１１３の出力をに１倍の帰還量をもってＥｉから減
算させるための帰還ループ１１８及びディレーライン１
１３の出力をに２倍の帰還量をもってＥ２に加算させる
ための帰還ループ１１９によって構成される。この場合
の入力Ｅｉと出力Ｅ０の入出力関係式は１式（１２）の
ようになる。

但し、Ｚ＝ｔ２Ｔ　　　ｐ＝ｊω、　　　　　　ω：角
度数速度レスポンスは、第１２図のＢに示すようになる
。

前記式（１２）からもわかるように、Ｋｘ、Ｋｚの値を
変えることにより、速度レスポンスが変化し、例えば、
Ｋ１．に２をともに零とすると、その速度レスポンスは
、Ｂ′のようになる。このように、目的の範囲の速度レ
スポンスが得られるようにに１．に２の値を選択するこ
とにより１表示じたいドツプラ周波数偏移の範囲を変え
ることができ生体内の動きの遅い運動部分又は固定され
た部分からの反射信号成分を除去できる。

第１２図において、ある一定の速度レスポンス２以上に
ならない速度レスポンスの谷の部分は、単一消去型キャ
ンセラの場合ではＰＬとなり、帰還付二重消去型キャン
セラの場合ではＰ２どなる。

このように帰環付二重消去型キャンセラでは、谷の幅が
狭くなり、低速度の血流成分まで検出することが可能に
なる。しかし、帰還付二重消去型キャンセラは、単一消
去型キャンセラに比較してディレーライン回路が２個あ
り、書き込み回数が増加してしまうという問題点がある
が、前記並列受波方式を用いることにより、フレームレ
ートの向上をはかることができるので、前記問題点を解
消することができる。

帰還付二重消去器を用いたキャンセラの入力信号の周波
数成分を第１３図に示すものとするとき、キャンセラの
出力は、第１４図Ａ２１〜Ａ２４゜Ｂｚｔ”Ｂｚ４に示
すようになる。この結果を単一消去器を用いたキャンセ
ラの出力（Ａｔ□〜八１４へＢ１□〜Ｂ！４）及び理想
的なキャンセラの出力（Ａｏ、〜Ａ０４）と比較すると
、Ａ　１　ｉ＜　Ａ　２　ｉダＡ。１Ｂｉｉ＞８２ｉか０但し、　（ｉ＝１〜４）となり、帰還付二重消去器を用いたキャンセラは。

単一消去器を用いたキャンセラよりも、理想的なキャン
セラに動作が近く、生体内の低速運動部分及び固定部分
からの信号成分を除去し、血流によりドプラ偏移を受け
た信号成分を通過させるキャンセラとして有効である。

次に、帰還付二重消去器を用いたキャンセラの実施例を
第１５図に示す。

第１５図において、１１４．１１５，１１６は減算器、
１１７は加算器、１１８，１１９はセレクタ、１２０は
外部制御回路、ＲＡ　Ｍ　（Ｒａｎｄｏｍ　Ａｃｃｅｓ
ｓ　Ｍｅｍｏｒｙ）はメモリ、ＲＣｌ乃至ＲＣ６はラッ
チである。

本実施例の帰還付二重消去型キャンセラは、第１５図に
示すように、−周期（Ｔ）分の遅延量を持たせるディレ
ーラインに、読み書き自由なメモリ１’％ＡＭを用い、
Ｋｘ倍、に２倍の帰還量を持たせる帰還ループにセレク
ター１１８，１１９を用いたものである。帰還量の制御
は、スイッチ等の外部制御回路１２０によって外部から
制御可能である０本実施例においては、並列受波回路に
よって受波された２チヤネルの信号が、９０°位相差の
異なる復調信号によって復調されるため、計４個の復調
された信号がキャンセラに入力される。

そこで、キャンセラの入力と出力にラッチを設け、これ
をラッチするタイミング、ＲＡＭの１き込み、読み出し
のためのタイミング及びＲＡＭの入出力をラッチするタ
イミングの制御は同期回路１１によって行い、４個の復
調された信号をキャンセラにおいて処理を行う。

以上の説明かられかるように１本実施例によれば、以下
に述べるような効果を得ることができる。

（１）超音波パルスドプラ法を用いて生体内運動部の速
度分布を２次元に表示することが可能な超音波診断装置
の超音波受波方式において、受波整相回路４及び５等か
らなる並列受波方式を用いることにより、完像時間の短
縮がはかれ、次に述べる■〜■のうち少なくとも１つま
たは、これらの組み合わせの効果を得ることができる。

■フレームレートを上げることが可能になり、これによ
り画像のチラッキを少なくすることができる。

■走査線密度を上げることが可能であり、これによりち
密な像を得ることができる。

■走査領域を広げることが可能であり、これにより、広
範囲な診断領域を得ることができる。

■診断深度を深くすることが可能であり、これにより、
例えば心臓の長軸の血流速度分布像を得るのに有効であ
る。

（２）帰環付多重消去型複素信号の一実施例として帰還
付二重消去型複素信号キャンセラ１０２゜１０２’１０
３．１０３’を設けることにより。

心臓の壁等の動きの遅い部分又は固定部分からの反射波
による信号成分を充分に除去し、さらに。

所定の速度以上の血流を充分な強度で検出できる。

（３）前記（２）により、所定速度以上の血流信号に対
しては、キャンセラの速度レスポンスが充分平担となの
で、速度演算器において生体内速度分布を正確に演算す
ることができる。

（４）前記（２）の帰還付二重消去型キャンセラの入出
力関係式（１２）において、Ｋｘ、に２の値を目的の速
度レスポンスが得られるように選択することにより１表
示したいドツプラ周波数偏移の範囲を変えることができ
る。

（５）並列受波装置の受波感度差による信号の乱れを補
正する２チャンネルレベル差補正回路５４゜５５を設け
ることにより、画像の乱れの少ない良品質な断層像及び
生体内の運動部分の速度分布像を得ることができる。

（６）前記（１）、（２）、（３）、（４）及び（５）
により、良好な診断資料を提供することができる。

以上、本発明を実施例にもとずき具体的に説明したが１
本発明は、前記実施例に限定されるものでなく、その要
旨を逸脱しない範囲において種々変更可能であることは
言うまでもない。

例えば、前記実施例では、２方向値列受波方式で説明し
たが、必要に応じて３方向以上の並列受波方式にしても
よい。また、帰環付多重消去型多チャンネル複素信号キ
ャンセラとして帰還付二重消去型複素信号キャンセラを
用いた例で説明したが、必要に応じて三重、四重等の帰
還付多重消去型複素信号キャンセラとしてもよい。

〔効果〕

以上説明したように、本発明によれば、以下に述べるよ
うな効果を得ることができる。

（１）超音波パルスドツプラ法を用いて生体内運動部の
速度分布を２次元に表示することが可能な超音波二断装
置の超音波受波方式において、並列受波方式を用いるこ
とにより、次に述べる■〜■のうち少なくとも１つ又は
これらの組み合わせの効果を得ることができる。

■走査線密度を上げることが可能であり、これによりち
密な生体内速度分布像を得ることができる。

（２）帰還付二重消去型の２チャンネル複素信号キャン
セラを設けることにより、心臓の壁等の動きの遅い部分
又は固定部分からの反射波を充分に除去し、さらに、所
定の速度以上の血流を充分な強度で検出できる。

（３）前記（２）により、所定速度以上の血流イコ号に
対しては、キャンセラの速度レスポンスが充分平担とな
るので、速度演算器において、生体内速度分布を・正確
に演算することができる。

（４）並列受波装置の受波感度差による信号の乱れを補
正する回路を設けることにより、画像の乱れの少ない良
品質な断層像及び生体内運動部速度分布像を得ることが
できる。

（５）前記（１）、（２）、（３）及び（４）により、
良好な診断資料を提供することができる。

【図面の簡単な説明】

第１図乃至第１６図は１本発明の一実施例の超音波診断
装置を説明するための図であり。第１図は、その超音波診断装置の全体の概略構成を示す
ブロック図、第２図は、並列受波装置の詳細構成を示すブロック図、第３図及び第４図は、並列受波回路の原理を説明するた
めの説明図、第５図乃至第８図は、並列受波方式を用いて表示される
表示画像の例を示す図、第９図は、従来の超音波受波方式と本実施例の並列受波
方式による表示画像の比較するための図、第１０図は、
単一消去型キャンセラの構成を示すブロック図、第１１図は、帰還付二重消去型キャンセラの構成を示す
ブロック図、第１２図は、単一消去型、帰還付二ｇｌ型、理想なキャ
ンセラの速度レスポンスを示す図、第１３図は、キャン
セラ入力の一実施例の周波数特性を示す図、第１４図は、キャンセラ入力が第１３図で示されるとき
の単一消去型、帰還付二重消去型、理想なキャンセラの
周波数特性を示す図、第１５図は、第１１図の帰還付二重消去型キャンセラの
一実施例の詳細な構成を示すブロック図。第１６図は、感度補正演算処理回路の一実施例の２チャ
ンネルレベル差補正回路の構成を示すブロック図である
。図中、１・・・探触子、３・・・送波回路、４Δ・・・
受波増幅器、４．５・・・受波整相回路、６，７．８，
９・・・混合器、１０・・・水晶発振器、ｌｌ・・・同
期回路。１２・・・９０″移相器、１３・・・マルチプレクサ、
１９・・・エンコーダ、２０・・・画像メモリ、２１・
・・アドレス発生回路、２２・・・デジタル・アナログ
コンバータ、２３．５２・・・切換回路、２４・・・表
示装置。５０・・・検波回路、５１・・・アナログ・デジタルコ
ンバータ、５３・・・表示制御回路、５４．５５・・・
２チャンネルレベル差補正回路、１００．１０１・・・
複素信号変換器、１０２．１０３・・・帰還付二重消去
型キャンセラ、１０４，１０５・・・自己相関器、１０
Ｇ、１０７・・・速度演算器である。

Claims

【特許請求の範囲】

（１）超音波パルスビームを一定の繰り返し周期で生体
内に送波し、その反射波を受波し、この受波信号を増幅
し、この増幅された受波信号を複数のチャンネルで同時
に受波整相する並列受波装置と、送波繰り返し周波数の
整数倍の周波数を有し、互いに複素関係にある一組の複
素基準信号と増幅された受波信号とを混合して、受波信
号を複素信号に変換する複素信号変換器と、前記複素信
号の遅れ時間を設けて複素信号の自己相関を演算する自
己相関器と、前記自己相関から生体内運動部分の速度を
演算する速度演算器とを具備し、生体内の運動部分の運
動速度分布を測定及び表示することを特徴とする超音波
診断装置。
（２）超音波パルスビームを一定の繰り返し周期で生体
内に送波し、その反射波を受波し、この受波信号を増幅
し、この増幅された受波信号を複数のチャンネルで同時
に受波整相する並列受波装置と、送波繰り返し周波数の
整数倍の周波数を有し、互いに複素関係にある一組の複
素基準信号と増幅された受波信号とを混合して、受波信
号を複素信号に変換する複素信号変換器と、前記複素信
号の遅れ時間を設けて複素信号の自己相関を演算する自
己相関器と、前記自己相関から生体内運動部分の速度を
演算する速度演算器とを具備し、生体内の運動部分の運
動速度分布を測定及び表示する超音波診断装置であって
、前記複素信号から生体内の動きの遅い部分又は固定部
分からの信号成分を除去する帰還付多重消去型多チャン
ネル複素信号キャンセラを設けたことを特徴とする超音
波診断装置。
（３）超音波パルスビームを一定の繰り返し周期で生体
内に送波し、その反射波を受波し、この受波信号を増幅
し、この増幅された受波信号を複数のチャンネルで同時
に受波整相する並列受波装置と、送波繰り返し周波数の
整数倍の周波数を有し、互いに複素関係にある一組の複
素基準信号と増幅された受波信号とを混合して、受波信
号を複素信号に変換する複素信号変換器と、前記複素信
号の遅れ時間を設けて複素信号の自己相関を演算する自
己相関器と、前記自己相関から生体内運動部分の速度を
演算する速度演算器とを具備し、生体内運動部分の運動
速度分布を測定及び表示する超音波診断装置であって、
前記生体内に打ち出した超音波パルスビームの反射波を
同時に並列受波した受波信号の重み付け演算を行う第１
演算手段と、前記同時受波信号とこの受波信号の隣りの
受波信号とによる重み付け演算を行う第２演算手段とか
らなる第１演算処理機構と、同時に並列受波し演算した
血流信号の重み付け演算を行う第３演算手段と、前記同
時演算血流信号とこの信号の隣りの演算血流信号とによ
る重み付け演算を行う第４演算手段とからなる第２演算
処理機構を設けたことを特徴とする超音波診断装置。