JPS61191347A

JPS61191347A - 超音波診断装置

Info

Publication number: JPS61191347A
Application number: JP60031150A
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
Also published as: JPH0571253B2; DE3605164C2; US4830016A; DE3605164A1

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１１往復させる時間は略１．３
μｓｅｃかかり、例えば−１８０ｍｍ往復させるには略
１．３×１８０μｓｅｃ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、１８０ｍ■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、１．３Ｘ１８０Ｘ１０
μｓｅｃ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、１．３Ｘ１８０Ｘ１０
Ｘ５０μｓｅｃ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、心臓の壁のような低速運動部分は、被
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大なため血流速
度測定の障害となる。このような血流測定の障害となる
、生体内低速運動部分、又は、固定部分の信号成分は、
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
の生体内の低速運動部分、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。

走査領域略５５°、診断深度略１４　ｃｍ、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、低速度血流成分まで甜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１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動きの
遅い低速運部分、又は、固定部分からの反射波による信
号成分を除去し、生体内の運動信号酸部のうち必要とす
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、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、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全回において。

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
、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、単一消去型複素信号キャン
セラの構成を示すブロック図、第１１図は、帰還付多重
消去型複素信号キャンセラの一実施例の帰還付二重消去
型複素信号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、理想的な複素信
号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１
４図は、キャンセラ入力が第１３図で示されるときの単
−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
型複素信号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。

第１図において、１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の各エレメント＃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　（ＰＩ〜Ｐｓ）及び受波増幅器４　Ａ　（Ｒ＋
　”Ｒｓ　）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。

前記超音波探触子１により受波され増幅、１１相された
２チャンネルの受波信号は、安定な高周波信号を発生す
る水晶発振器１０の出力を同期回路１１を用いて、探触
子振動周波数に応じた参照波により混合器６．８で復調
される。また、血流方向指示のため前記参照波を移相器
１２を用い９０゜位相をずらし、前記受波信号を混合器
７，９を用いて復調するようになっている。

これまでは、アナログ信号処理を並列に行ってきたが、
１３はこれを時系列的に変換するためのマルチプレクサ
−であり、この制御は同期回路１１によって行われる。

１４はアナログ・デジタルコンバータであり、後の演算
をデジタルで処理するために、アナログ信号をデジタル
信号に変換するだめのものである。

１５は帰還付多重消去型多チャンネル複素信号キャンセ
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である。この帰還付二重消
去型の２チャンネル複素信号キャンセラ１５の詳細につ
いては後で述べる。

前記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反射強度を演算する反射
強度演算回路１６と、速度を演算する平均速度演算回路
１７と、その速度分散を演算する速度分散演算回路１８
を用いて、生体内運動部分の反射強度、速度、速度分散
を求めるようになっている。これらの演算方法について
は、特願昭５９−２６３１９９号の明細書及び図面に詳
しく記載されている。

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、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
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に並列受波し、エン
コーダ１９によりコード化された生体内運動部分の演算
血流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。

２チャンネルレベル差補正回路Ｓ４は、次の実験相関式
（１）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ためのものである。

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：反射強度信号Ｄｎの１つ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、生体内の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演算血流信号の重み付け演算を行う
第３演算器６ｏ、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及び前記同時受波演算血
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
．速度分散演算回路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
込み及び読み出しアドレスを発生させるものである。２
２はデジタル・アナログコンバータであり、得られたデ
ジタル信号をアナログ信号電圧（輝度変調信号）に変換
し、切換回路２８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ｌ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、生体内の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、
切替回路５２を介して表示装置！２３に供給される。表
示袋！！２３上には、表示制御回路５３により１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、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（Ｇ）、青色ＣＢ）の３ＪＦＸ色に分
解し５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速度を色彩表示す
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１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Ｒ
１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＃１〜＃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ＴＲＩ、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３図のよ
うに＃１〜＃５の各エレメントは各々遅延回路〒Ａ　１
　ｍ　’？　ｓ　ｔ〜〒Ａ５、〒ａｓ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１０１又隷加算器１０１′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１００＋ｍ＋。

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診断液度のとき、
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、診断深度、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、診断深度、フレームレー
トとすると、第７図のように逐査領域が約２倍の１００
＠どなる。また、第５図と同じ走査領域、走査本数、フ
レームレートとすると、第８図のように診断深度が約２
倍の２００ｍとなる。

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、 ■フレーレートの向上がはかれる。

ａ）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図有半分の実線部Ａに示す場合と。

同一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６４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速度分布
を測定するのに充分な分解能を有し、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を除去するため
に、帰還付多重消去型複素信号キ苓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、帰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、！＆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
１０２と減算器１０４から構成され、ディレーライン１
０２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１０２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１０２には減算器１０４が接続されており、減算器
１０４によってディレーライン１０２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Ｅａの入出力関係式は式（２）
のようになる。

Ｅａ＝Ｅｉ（ε−ＰＴ−１）　　・・・・・（２）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８１〜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Ａ１〜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
部分及び固定部分による反射信号の周波数成分は、第１
３図のＢ、〜Ｂ４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
よりドツプラ偏移を受′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
図の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図のＡ。１〜Ａｏ４に示すようになり、心臓の
壁のように動きの遅い部分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１３１１に示す
ものとすると、第１０図で示した単−消去型キャンセラ
による出力は、第１４図のＡ１１〜Ａｓａ及びＢＩｌ”
Ｂ１４に示すようになり、第１３図の８１〜Ｂ４に示し
た動きの遅い部分又は固定部分の信号成分を充分に除去
できない。

そこぞ、生体内固定部分及び心臓の壁のような低速運動
物体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、帰還付二重消去型キャンセラ１５を用い
ている。

次に、この帰還付二重消去型キャンセラ１５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１５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１０２及び１０
３と、減算器１０４．１０５．１０６及び加算器１０７
と、ディレーライン１０３の出力をＫ１倍の帰還量をも
ってＥｌから減算させるための帰還ループ１０８及びデ
ィレーライン１０３の出力をに２倍の帰還量をもってＢ
２に加算させるための帰還ループ１０９によって構成さ
れる。この場合の入力Ｅ１と出力Ｅａの入出力関係式は
、式（３）のようになる。

但し、ｚ＝ｔｐＴ速度レスポンスは、第１２図のＢに示すように　　“な
る。

前記式（３）からもわかるように、Ｋｔ、Ｋｇ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、Ｋ
１．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表示し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運動部分から
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Ｐ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ＰＫとなり、帰還付二
重消去型キャンセラの場合ではＰ２となる。

このように帰還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で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Ａ２．〜Ａ２４・。

Ｂ２ｔ〜Ｂ２４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（Ａ１１〜ＡｔａｙＢｔｔ
〜Ｂ１４）及び理想的なキャンセラの出力（Ａｏｘ〜Ａ
０４）と比較すると。

Ａ　ｒ　ｉ　＜　Ａ　＊　ｊ　”Ａ　０ｉＢｚｉ＞Ｂ２
ｉりＯ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有効である。

帰還付二重消去器を用いたキャンセラの一実施例を第１
５図に示す、−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（ＲＡ　Ｍ　＝　Ｒ
ａｎｄｏｍ　Ａｃｃｅｓｓ　Ｍｅｍｏｒｙ）を用い。

Ｋ１倍、に堂倍の帰還量を持たせる帰還ループにセレク
タ１０８，１０９を用いる。帰還量の制御は、スイッチ
等によって外部から制御可能である。

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時系
列的に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の事き込み、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周期
回路１１によって行い、４個の復調された信号を順次キ
ャンセラにおいて処理を行う、なお、第１５図において
、ＲＣＩ乃至ＲＣ６はラッチ、１１０は外部制御回路で
ある。

以上の説明かられかるように、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１次に述べる
Φ〜■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。

■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
密な生体内速度分布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）帰還付多重消去型複素信号キャンセラの一実施例
として帰還付二重消去型複素信号キャンセラ１５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る
ので、速度演算回路において生体内運動部分の速度分布
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複素信号キャンセ
ラの入出力関係式（３）において、に１．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、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１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。

（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方向並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、帰還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２チャンネル複素信号
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１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診断装
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。

■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。

■診断深度を深くすることが可能であり、これにより１
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）帰還付多重消去型の多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の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る
ので、速度演算回路において、生体内運動部分の速度分
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、＃！、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−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−消去型、帰還付二重消去型。理想なキャンセラの速度レスポンスの一例を示す図、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
出力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、２．２３．５２・・・切換回路
。３・・・送波回路、４Ａ・・・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、１１・・・同期回路、１２・・・９０
＠移相器。１３・・・マルチプレクサ、１４．５１・・・アナログ
・デジタルコンバータ、１５・・・帰還付二重消去型キ
ャンセラ、１６・・・反射強度演算回路、１７・・・平
均速度演算回路、１８・・・速度分散演算回路、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。２４・・・表示装置、５０・・・検波回路、５３・・・
表示制御回路、５４．５５・・・２チャンネルレベル差
補正回路である。

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、その受波信号を増幅
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、生体内の動
きの遅い部分又は固定部分からの信号を除去する帰還付
多重消去型多チャンネル複素信号キャンセラと、前記複
素信号から生体内運動部分の運動速度を演算する速度演
算器と、その運動速度の分散を演算する速度分散演算器
と、これらの演算された結果を記憶し、画像処理する画
像処理装置と、該画像処理装置によって処理された画像
信号を表示する表示装置からな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、その受波信号を増幅
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、生体内の動
きの遅い部分又は固定部分からの信号を除去する帰還付
多重消去型多チャンネル複素信号キャンセラと、前記複
素信号から生体内運動部分の運動速度を演算する速度演
算器と、その運動速度の分散を演算する速度分散演算器
と、生体内からの反射波の反射強度を演算する反射強度
演算器と、これらの演算された結果を記憶し、画像処理
する画像処理装置と、該画像処理装置によって処理され
た画像信号を表示する表示装置からなることを特徴とす
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、その受波信号を増幅
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、生体内の動
きの遅い部分、又は、固定部分からの信号を除去する帰
還付多重消去型多チャンネル複素信号キャンセラと、前
記複素信号から生体内運動部分の運動速度を演算する速
度演算器と、その運動速度の分散を演算する速度分散演
算器と、これらの演算された結果を記憶し、画像処理を
行う画像処理装置と、該画像処理装置によって処理され
た画像信号を表示する表示装置からなる超音波診断装置
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
。
（４）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、その受波信号を増幅
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、生体内の動
きの遅い部分、又は、固定部分からの信号を除去する帰
還付多重消去型多チャンネル複素信号キャンセラと、前
記複素信号から生体内運動部分の運動速度を演算する速
度演算器と、その運動速度の分散を演算する速度分散演
算器と、生体からの反射波の反射強度を演算する反射強
度演算器と、これらの演算された結果を記憶し、画像処
理を行う画像処理装置と、該画像処理装置によって処理
された画像信号を表示する表示装置からなる超音波診断
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。