JPS6216746A - 超音波診断装置 - Google Patents

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】 ［産業上の利用分野］ 本発明は超音波診断装置、特に生体内運動部の運動速度
分布を正確に表示Ｊ゛ることのできる改良された超音波
診断装置に関する。

［従来の技術］ 生体内の運動部、例えば心臓等の臓器あるいは循環器及
び血管内の血流又は体液流などの運動速度を測定するた
めに、従来より超音波パルスドプラ法が実用化されてお
り、生体内運動部からの反剣工］−の周波数偏移によっ
て運動速度を電気的に検出することができる。

［発明が解決しにうとする問題点］ Ｗ米退術の問題点 このＪ、うな従来装置では、フーリエ変換等の複雑なｈ
４算手法によらな（プればならないため、予め定めた深
頂にお１）る限られた特定点の運動速度のみしか求める
ことができない。づなわち、必要どされる広範囲の血流
等の速度分布を求めるためには、超音波パルスの送受信
を異なる目標点く深度方向）に対して複数回行い、イの
後これらを合成し４Ｔ（」ればなら＜Ｚいため、速ｌσ
分布測定に艮１１．１間を要することとなる。従って、
従来の方法では、ｇ体内運動部の変動に追従した速度分
布の測定ができず、拍動による血流状態の変化等を実時
間で観測覆ることが不可能であった。

従来の改良された超音波パルスドプラ装胃どして、多数
のヂ１７ンネルを設（〕、これにＪ：っ４−所望範囲の
血流速度分布情報を一度に測定Ｊる装置も提案されてい
るが、従来のドプラ装置と同様に、狭い帯域（通常数に
＋−（Ｚ　）　Ｔ：構成されているため、高速度でドプ
ラ情報を収集することかできず、Ｂモード走査で血流状
態の変化などを観測Ｊることは囲動であり、また多数の
ヂャンネルを必要どし、装置の大型化及び高価格化を招
く欠点があった。

そこで、本出願人は超音波受信信号を複素変換し自己相
関によって偏角を演算しＣ運動部の速度を求める装置を
提案してａ３す、既に特開昭５８−１８８４、３３にに
つで公開されでいる。

発明の目的 本発明は前記従来の課題に鑑みなされたものであり、そ
の目的は、本出願人が提案した前記装置と近似覆るが、
これとは異なって簡略化されに装置により従来の多数の
ブヤンネルを用いることなく送受信される超音波パルス
ビームの通過線上にある運動速度分布を一度に高速実時
間で測定表示することができる改良された超音波診断装
置を提供することにある。

［問題点を解決覆るための手段］ 前記目的を達成するために、本発明は、超音波パルスビ
ームを一定の繰返し周波数で生体内に送信し反射波を受
信増幅して表示づ−る超音波診断装置において、送信繰
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Ｍ単信号と受信高周波信号とを混合して受
信高周波信号を複素信号に変換する複素信号変換器と、
前記複素信号の偏角を演算する偏角演算器と、一定時間
互延され１：　ｍ糸信号の偏角を得るための遅延線ど、
一定遅延時間差を有する２個の偏角の偏角差を演算器る
偏角差演算器とを含み、前記偏角差演算器で得られた偏
角差から生体内の運動部の運動速度分布を測定及び表示
することを特徴どＪ−る。

以上のような構成によれば、ドプラ周波数偏移情報を含
んだ超音波受信信号が実数部及び虚数部を有する複素信
号に変換され、一定ｌ？１間間隔をおいて得られた２個
のドプラ受信信号に対１Ｊる複素信号の偏角差が求めら
れる。例えばこの２個の複素信号が第３図に示されるよ
うな／　、７２であす るとするど、これらはＺ　　＝　ｘ　　＋ｉｙ１＋　７
２＝ｘ２＋ｉｙ２で表わされる。そして、複素信号Ｚ１
の偏角はθ１であり、複素信号Ｚ２の偏角は０２である
から、その偏角差へ〇は０１−０２で求められる。

そして、この２個の複素信号の偏角差Δθはドプラ周波
数偏移に対応するものであるから、八〇の値の大小によ
って運動部の速度の大小、また八〇の正負ににっで運動
部の方向を導ぎ出づことができる。

［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、本発明に係る超高波診断装量の第１実施例
が示されており、安定な高周波信号を発生！Ｊる水晶発
振Ｚｉ（Ｏ２０）１０の出力は分周同ｔｉｌ１回路１２
にイ１ξ給され、該分周回期回路１２にょっ−（所望周
波数の各種出力伯Ｖ）が得られる。

これらの出力信号は、超音波パルスビーム送受イ１；用
の繰返し周波数信号ｉ　ｏｏ、複素変換のための複素２
；ｔ　ｔｌＩ信号１０２．１０／ｌ、超音波送受信結宋
の表示を行うための掃引同期信号１０６及σ装「ｌ各部
の同期作用を行うり１−１ツク信号１０８を含む。前記
複素基ｔＢ信号１０２，１０４は、送信繰返し周波数信
号の整数倍の周波数を有する送信パース１−波の周波数
ｒｏに等しく、かつ互いに位相がπ／２だ【ノ異なる複
素関係をなづ信号波形５ｉｎ２π　ｆｏｔ　、　ｃｏｓ
２π　ｆｏｔから成る。

前記送受信用の繰返し周波数信号１００は、送受波制御
器１４を介して電子走査用探触子１６に供給され、該探
触子を励振し、超音波パルスビームを被検体７０内に送
信する。被検体７０からの反射■］−は探触子によって
電気信号に変換され、送受波制御器１／Ｉから高周波増
幅器１８へ送られて所望の増幅作用が施された後、１３
　’Ｅ−ドあるいはＭ−し−ド表示を行うための出力信
号として検波器２０及びＡ／Ｄゆ換器２２を介してＤＳ
Ｃ２／１に供給され、カラーＴＶモニタ３０で輝度変調
され表示される。

前記送受波制御器１４は、前記探触子１６の超音波パル
スビームを電気的な角度偏向等によって走査さ氾、この
超音波パルスビーｌ＼で被検体７０を同期的に走査し、
あるいは所望の偏向角にて走査を停止［るためなどに設
【プられている。

本発明において特徴的なことは、運動部／〕冒ら反射さ
れて連続的にＩＪられた複数の受信信号を複素変換し、
その複素信号の偏角を順次求めて一定遅延時間後の複素
信号の偏角との差を求めることにより、ドプラ周波数偏
移を演算することである。

従って、本発明では前記高周波増幅器１８の他方の出力
は、複素信号変換器３２に供給されｍ崇信号に変換され
る。

この複素信号変換器３２は位相検波器を含む−組のミキ
４．７−３４ａ、３４ｂを有し、各ミキサにおいて前記
受信周波数信号がそれぞれ前記護素基１１１ｊ（ｒｃ号
１０２．１０４ど演鼻され、この複素基準信号は、前述
したように互いにπ／２位相の異なる複素関係にあるた
め、各ミキサからは高周波信号に対応した複素信号を出
力することができる。

各ミキサは混合検波作用によって入力した受信高周波信
号ど複素基準信号５ｉｎ２π　ｆｏｔ　、　ｃｏｓ２π
ｆｏｔどの画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３６ａ。

３６ｂに供給され、差の周波数成分のみが取り出される
。このミキ４）３４ａ、３４ｂの入ノｊ信号である受信
高周波信号【よドプラ情報を含むパルス波であり、複素
基準信号１０２，１０４は単一周波数の連続波である。

従って、上記差の周波数にドプラ情報が含まれることど
なり、この差成分を検出すれば運動部の速度を求めるこ
とができる。

前記複素基準信号１０２は、送信用高周波信号の繰返し
周波数「　の整数倍の周波数丁。を右し、その振幅を１
とすれば、 ５ｉｎ２πｆｏｔ　　　　　　　　　　　　　　　−（
１）なる正弦波電圧信号にて示される。そして、探触子
１６で受信される受信高周波信号は送信周波数を［０と
すれば、 ５ｉｎ（２πｆｏｔ　＋２πｆｄｔ）　　　　　・、、
（２）にて示される。ただし、［ｄはドプラ偏移周波数
である。

一方、ミキサ３４ａでは複素基準信号１０２ど受信高周
波信号の積がとられるので、（１）式と（２）式との積
の２倍である次式が得られる。

ｃｏｓ２πｆｄｔ　−ｃｏｓ（４πｆｏ［＋２πｆｄｔ
）・・・（３） この出力は低域通過フィルタ３６ａで２ｆ　　＋　　ｌ
’。

の周波数が除去されるので、その出力信号は、ｃｏｓ２
π　ｆｄｔ　　　　　　　　　　　　　　・・・（４）
となる。

また、他方の複素基準信号１０４は前記複素基準信号１
０２とπ／２位相が異なるので、ｃｏｓ２π　ｆｏｔ　
　　　　　　　　　　　　　　・、、（５）なる余弦波
電圧信号で示される。

上記と同様に、ミキサ３４１〕の混合検波作用及び低域
通過フィルタ３６（〕の作用によって、フィルタ３６１
）の出力信号は、 ５ｉｎ２π　ｆｄｔ　　　　　　　　　　　　　　　・
・・（６）なる信号どなる。前記（４）式の信号を実数
部に、そして（６）式の信号を虚数部に対応させると受
信高周波信号は複素信号に変換されたこととなる。

これら両信号を複素形式７で表わすと、７　＝ｃｏｓ２
πｆｄｔ　＋ｊｓｉｎ２πｆｄｔ　　　−（７）どＪ３
４する。

以上のようにして複素変換された複素信号Ｚは、Ａ／Ｄ
変換器３８ａ、３８ｂによってデジタル信号に変換され
、次段の複素ディレーラインキャンセラ／Ｉ−０に入ノ
ｊされる。前記Ａ／Ｄ変換器へはクロック信号１０８が
供給されており、該クロック信号にＪｚるリーンプリン
グが行われる。

そして、前述した複素ディレーラインキャンセラ４０は
、生体内の静止部あるいは低速運動部からの受信信号を
除去して運動部のみの速度信号を取り出すために用いら
れる。一般に、生体からの例えば血流信号には血管壁、
心臓壁等のはば静止している生体組織からの反射信号（
クラッタ）が混入し、この信号は血流からの反射信号に
比較して通常強大なため血流測定に著しい妨害を与える
。

このため、複素ディレーラインキャンセラ４０で運動部
からの信号のみを検出すれば、画像信号の品質を向上さ
せることができる。

この複素ディレーラインキャンセラ／１０は、繰返し信
号の１周期Ｔに一致ηる遅延時間を有するディレーライ
ン４２ａ、４２ｂを備え、各ディレーラインは１周期の
中に含まれるり１コツクパルスの数に等しい記憶素子か
らなるメモリ又はシフトレジスタから形成することがで
きる。そして、これらディレーライン４２ａ、４２ｂに
は、それぞれ差演算器４４ａ、４４１）が接続されてお
り、差演算器４４によってディレーライン４２の入力、
すなわち現時刻の信号と１周期前の信号とを同一深度に
おいて逐次比較して信号の１周期間の差を演算する。

従って、静止あるいは低速度の生体組織からの＝　　１
１　− 反射信号は現時刻の信号と１周期前の信号との間に変化
がなく、あるいは変化が小さいため、差演算器４４の出
力は零に近くなる。また、速亀の速い、例えば血流信号
の出力は大きな値として検出され、これににって前述し
たクラッタを確実に抑圧することができる。

前記ディレーラインキャンセラ４０の作用を以下に演算
式で説明する。なお、実施例においては、ディレーライ
ンキャンセラ４０への入力はデジタル信号であるが、説
明を簡単にするためにアナログ信号にて説明を行う。

ディレーライン４２ａの入力ｃｏｓ２π　ｆｄｔの１周
期遅延された出力は、 ｃｏｓ２π　ｆｄ（ｔ−Ｔ　） で示され、この結果、差演算器４４ａの出力×１は、 ｘ、　＝ｃｏｓ２π　ｆｄｊ　　ｃｏｓ２π　ｆｄ（ｔ
−Ｔ　）■ ■ 一５ｉｎ２ｘ　ｆｄ（“−７） ・・・（８） どなる。

また、ディレーライン／１２ｂの入力 ５１０２π　ｆｄｔの１周期遅延された出力は、５ｉｎ
２π　ｆｄ　（ｔ−Ｔ） で示され、この結果差演算器４４．ｂの出ノ］　Ｖｌは
、Ｖｌ　＝ｓｉｎ２πｆｄｔ−ｓｔｎ２ｙｒ　　ｆｄ（
ｔ−Ｔ　）■ ＝　２３！ｎ２Ｗ　ｆｄ。

■ −ｃｏｓｉ　ｆ６　（ｔ−−７） ・・・（９） となる。

以上のようにして、各差演算器７′Ｉ４ａ、４ｉの出力
には、それぞれ×、ｙｌなる信号が出力される。従って
、低速信号が除去された信号×１゜ｙｌは偏角演算処理
部４６内に含まれる第１偏角演算器５０ａにＪ：って、
次式に従って演算処理され、偏角θ１が求められる。

１丁 ■ ５ｉｎｉ　ｒｄ（ｔ−−２） また、ディレーライン４８ａ、４８ｂにより１周期分遅
延された信号×、ｙ２が得られたとするど、この出力は
次式で表わされる。

■ ｘ　＝−２ｓｉｎ２πｆｄ。

・５ｉｎ２ｙｒ　ｆｄ（（ｔ−Ｔ）−−７，）＝　１５
− Ｖ、、　＝　　２３ｉｎ２７ｒ　　ｒｄ−■ ・ｃｏｓ２πｆｄ（（ｔ−Ｔ）−７−）Ｔ　　　　　　
　　　　　　　　　　　３Ｔ＝　２３ｔｎ２７ｒ　ｆ６
　、　・ｃｏｓ２πｆｄ（ｔ−Ｔ）・・・　（１２） これら出力信号×、ｙ２は第２偏角演算器５０ｂによっ
て、次式に従って演算処理され、１周期分遅延された信
号の偏角６２が求められる。

５ｉｎ２ｘ　ｆｄ（ｔ　−７） ・・・（１３） 次いで、偏角出力θ　、θ　から、偏角差θ１−０２　
＜八〇）が偏角差演算器５２で、下記の演算式によって
求められる。

Δθ−θ１−０２ ×１×２ １Ｖ２ ＸＩ　　　　　　Ｘ２ −に式に（Ｂ）　、　（９）　、　（１１）、　（１２
）を代入し、式を整理すると、次式になる。

Δθ−Ｔａｎ”（Ｔａｎ２πｆｄＴ　）−（２π■）・
　ｆｄ　　　　　　　　　・・・（１４）すなわち、送
信繰返し周期Ｔは定数であるから、偏角差△θはドプラ
偏移周波数ｒ（Ｉに比例し、従って血流速度に比例する
ことになる。また、偏角差へ〇はそれぞれ正及び負の値
を取るので±πの間だ（〕測測定能となり、これによっ
て運動速度の方向性を得ることができる。

このＪζうにしてビームの通過線上の各点において、一
定時間間隔をもつ２個の複素信号を連続的に求めて偏角
差演算器叩を行えば、極めて高速に実時間で超音波が送
波される広い範囲の運動速度分布を得ることができる。

また、前記偏角差Δθは信号の変動成分ヤ）装量から発
生ずる雑音成分を含むので、これら着Ｉｎ成分を除去す
るために平均回路６０によって平均が求められる（この
平均を△θで表わす）。

前記平均回路６０は、ディ１ノーライン５６にて１周期
遅延した出力を現時刻の入力信号に加算器５４にて加算
し、再びこの出力をディレーライン５６に供給する操作
を繰り返す。しかし、単にこの操作を繰り返していくと
、加算回数の増加に伴い、出力値が逐次増大し、ついに
は飽和する。そこで、実施例においては、重み付回路５
８が設置プられ、出力を減衰させて入力と加算している
。すなわち、減衰迅をαとすれば、現時刻の信号より例
えば１０周期前の信号はα１０だ（プ減衰して現時刻の
信号と加算されるので、出力に与える影響度が小さくな
り、低速フィルタや移動平均回路と同様の平均機能を果
たすことが可能どなる。また、重みイ」回路５８の手み
付量を変えることにより、平均化の度合いを変更するこ
とが可能となる。

以上のようにして、平均偏角差Δθは、△θ−（２π丁
）・　ｆｄ　　　　　　　　　・・・（１５）どして求
められ、この結果、平均ドプラ偏移周波易に求められる
。

また、本発明では、モニタ３０のブラウン管どして、カ
ラーブラウン管を用いて運動方向をｒｊｌ、なる色で識
別する。例えば、正の速度を赤、負の速度を青、そして
静止している組織からの反射エコーを白で表示すれば、
生体内の１１械構造、血流の方向、速度情報を同時に表
示し、極めて高密度の診断情報を提供することができる
。

次に、本発明の第２実施例を第２図に基づいて説明り−
る。なお、第１実施例と同一部材には同−旬月をイ・Ｊ
して説明を省略する。

第２実施例において特徴的なことは、２個の偏角演算器
から１ｑられた２個の偏角値から偏角差（第１実施例）
を求めずに、１個の偏角演算器により１周期差のある複
素信号の偏角を求めた後にそれらの偏角差を求めること
である。づ−なわち、第２図に示されるように、偏角演
算器５０では複素ディレーラインキＶンゼラ４０から出
力され！、：複素信号の実数部及び虚数部から偏角を演
Ｑし、例えば実数部×１及び虚数部ｙ１か１う１１１ら
れる偏角θ１はディレーライン４８に供給され１周朗荏
延されて偏角差演算器５２に人力される。一方、１周期
遅れの偏角０２は直接偏角差部ｔ）器５２に入力される
ので、偏角差演算器５２にＪ、り各偏角θ１とθ２の偏
角差△０が求められる。

第２実施例によれば、１個の偏角演０器及びｊ゛イレー
ライン偏角演算処理が行われるので、装置がより簡略化
される。

［発明の効果］ 以上説明したように、本発明にＪ、れば、運動部から得
られた受信信号を複素信号に変換してディレーライン、
偏角演算器及び偏角差演算器にて偏角差を求めるように
したので、簡略化された構成にて超音波ビーム軸に治っ
た送受信超音波パルスビームの通過線上にある生体内の
運動部の運動速度分布、例えば、面流速曵分布を連続的
に求められ、動きのある部分に対しで極めて正確な診断
情報が得られる。このときの、偏角演ｎ処理のための遅
れ時間は送信繰返し周期の数倍の遅れ時間のみであるた
め実質的に実時間でこれらの分布を表示可能となる。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明に係る超音波診断装置の好適な第１実施
例を示すブロック図、 第２図は本発明に係る第２実施例を承りブロック図、 第３図は複素信号の偏角差を示す説明図である。 １０　・・・　水晶発信器（Ｏ２０） １２　・・・　分周同期回路 １６　・・・　電子走査用探触子 ３０　・・・　カラーＴＶモニタ ３２　・・・　複素信号変換器 ３４ａ、３４ｂ・・・ミキサ ３６ａ　、３６ｂ　　・・・　低域フィルタ４０　・・
・　複素ディレーラインキャンセラ４２ａ、４２ｂ　　
・・・　ディレーライン４４ａ、４４ｂ　　・・・　差
演算器 ４８，４８ａ　、４８り　・・・　ディレーライン５０
　・・・　偏角演算器 ５０ａ　　・・・　第１偏角演算器 ５０ｂ　　・・・　第２偏角演算器 ５２　・・・　偏角差演算器 １００　・・・　繰返し周波数信号 １０２．１０４　　・・・　複素基準信号１０６　・・
・　掃引同期信号 １０８　・・・　クロック信号。

Claims (5)

【特許請求の範囲】
1. （１）超音波パルスビームを一定の繰返し周波数で生体
   内に送信し反射波を受信増幅して表示する超音波診断装
   置において、送信繰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受信高周波
   信号とを混合して受信高周波信号を複素信号に変換する
   複素信号変換器と、前記複素信号の偏角を演算する偏角
   演算器と、一定時間遅延された複素信号の偏角を得るた
   めの遅延線と、一定遅延時間差を有する２個の偏角の偏
   角差を演算する偏角差演算器とを含み、前記偏角差演算
   器で得られた偏角差から生体内運動部の運動速度分布を
   測定及び表示することを特徴とする超音波診断装置。
2. （２）特許請求の範囲（１）記載の装置において、前記
   偏角演算器は出力複素信号からそのまま偏角を演算する
   第１偏角演算器と、遅延線により一定時間遅延された複
   素信号から偏角を演算する第２偏角演算器とを含むこと
   を特徴とする超音波診断装置。
3. （３）特許請求の範囲（１）記載の装置において、偏角
   差を求める二つの複素信号の偏角をそれぞれ順に１個の
   偏角演算器で演算し、先に得られた一つの偏角のみを遅
   延線に供給して一定時間遅延させて偏角差を求めること
   を特徴とする超音波診断装置。
4. （４）特許請求の範囲（１）、（２）、（３）記載の装
   置において、複素信号から生体内の低速運動部の信号を
   除去する複素ディレーラインキャンセラが設けられてい
   ることを特徴とする超音波診断装置。
5. （５）特許請求の範囲（１）、（２）、（３）、（４）
   記載の装置において、偏角差を演算する偏角差演算器の
   出力信号の変動成分又は装置から発生する雑音成分を除
   去するための平均回路が設けられていることを特徴とす
   る超音波診断装置。