JPS6247537B2

JPS6247537B2 -

Info

Publication number: JPS6247537B2
Application number: JP53129386A
Authority: JP
Inventors: Kazuhiro Iinuma; Kinya Takamizawa
Original assignee: Tokyo Shibaura Electric Co Ltd
Current assignee: Toshiba Corp
Priority date: 1978-10-20
Filing date: 1978-10-20
Publication date: 1987-10-08
Also published as: JPS5554941A

Description

【発明の詳細な説明】本発明は、例えば心臓の断層像と共に心臓内に
流れる血液の循環情報を効果的に得ることのでき
る超音波診断装置に関する。

超音波診断装置は医学分野において多大な効果
を発揮している。特に近年では電子走査形のもの
が開発されるに至り、例えば心臓の断層像をリア
ルタイムに得ることができる等、注目されてい
る。この種の装置は、飯沼著「計測と制御」
Vol.16、No.12（1977年）第901頁に詳記される通
りである。

さて近年、上記心臓の断層像に加えて心臓内に
流れる血液の動きをも同時に得ることが嘱望され
ている。そこで例えば三島他著「第17回日本ME
学会大会論文集」P.237（1978年）に示される装
置が提唱されている。この装置を簡単に説明する
と、診断装置の探触子にアームを介して超音波ド
プラ計測用の探触子を取付け、各探触子の位置、
及び超音波ビームの送受波方向をポテンシヨメー
タによつて検出する。そして一方の探触子にてリ
アルタイム断層像を得、他方の探触子にて超音波
のドプラ偏位から血流速度を観測するものであ
る。この種の装置は上記２つの情報を個々に独立
して得ることができ、また２つの情報を関連して
同時に得ることができる為に非常に有用である。
しかしながら実際に臨床的に使用するに際しては
２個の探触子の位置決め等、その取扱が極めて不
便であつた。特に心臓は複雑な形状を有し、絶え
ず拍動している為に、１個の探触子の設定に際し
ても細心の注意を要するものである。故に２つの
探触子を相互に関連性を持つて位置決めするのは
至難であつた。また設定された位置関係を検出す
るに際しても相当大掛りなアームやポテンシヨメ
ータ、演算装置などを要し、構成が複雑化した。
更には各探触子による超音波ビーム方向が異る為
に超音波が反射物体に到達する経路が異つてしま
い、同時にその経路における超音波伝搬速度に差
異が生じると、ポテンシヨメータやアームの精度
等と相俟つてそれぞれの位置関係がずれが生じ、
各検出結果の関連性に誤差が生じる欠点があつ
た。また、断層像が明瞭に表示されたとしても血
流測定のための超音波ビームが所望の部分に到達
しているかどうかは確認できなかつた。

第１図は従来例の欠点を示すもので、血流測定
を行なう位置を断層上でp₀点に定めたとする。断
層像およびドプラ信号を得るための音速設定値を
C₀、断層用プローブ６１からｐ点までの実際の
平均音速をC₁、パルスの往復の伝搬時間をt₁、ド
プラ用プロープ６２からｐ点までの実際の平均音
速をC₂、パルスの往復伝播時間をt₂とする。表示
のための音速設定値はC₀であるから断層像では
p₀点までの距離はC₀t₁、ドプラではC₀t₂であるが
実際の平均音速はそれぞれC₁、C₂であるから検
出される点までの距離はそれぞれC₁t₁、C₂t₂であ
る。従つて、断層像上に表示されるp₀点の真の位
置は第１図に示すように断層像ではp₀から（C₁
−C₀）ｔはなれたp₁に、ドプラ信号では（C₂−
C₀）t₂はなれたp₂にあり、C₁＝C₂＝C₀でなけれ
ばそれぞれ別な位置における反射信号を検出する
ことになる。

またドプラ用プローブがおかれる位置では、プ
ローブと心臓との間に肺などの超音波をほとんど
透過させない組織６３がある場合が多く、断層像
は明瞭に描写され、ドプラ信号の得られるビーム
方向がアーム、ポテンシヨメータ、演算回路によ
りデイスプレイ上では明確に表示されていてもド
プラ信号用の超音波ビームが目的位置まで達して
いるかどうかはわからない。これらの欠点は、断
層像とドプラ信号を得るための超音波ビームの経
路が異なるために生じるものである。

本発明はこのような事情を考慮してなされたも
ので、その目的とするところは、一つの探触子で
断層像を得ると共にドプラ効果による血流速情報
をも得ることのできる簡易な構成の超音波診断装
置を実現し、提供することにある。

本発明の概要は、正確な周波数の信号を発振出
力する基準発振器の出力を整数分の１に分周して
操り返し周波数（レート周期）とし、探触子をパ
ルス駆動して超音波を送波し、反射体からの反射
超音波を検出してリアルタイム断層像を得ると共
に、上記反射超音波の信号と前記基準発振器の出
力とをミクサにて混合し、その出力を波するこ
とによつて血流に関する情報を得るものである。
かくしてここに同一の超音波探触子によつてリア
ルタイム断層像と血流に関する情報を得て同時表
示するようにしている。

以下、図面を参照して本発明の一実施例を説明
する。

第２図は概略構成図である。基準発振器１は、
例えば水晶発振器にて構成されるもので、周波数
5MHz（２_０）の高安定な周波数特性を有する
信号を発振出力している。この発振出力は、一方
にてフリツプフロツプからなる分周器２に入力さ
れて２分周され、他方にてインバータ回路３にて
反転されたのち分周器４に入力されて２分周され
ている。しかして分周器２，４の各出力はそれぞ
れ周波数2.5MHzの信号となり、且つπ／２に位
相差をもつたものとなる。前記分周器２の出力信
号は分周器５に供給され、Ｎ分周（Ｎは整数で例
えば500）されて周波数5kHzのレート周波数信号
として出力されている。この信号は制御回路６に
供給されると共に遅延回路７ａ，７ｂ，〜，７ｎ
にそれぞれ供給されている。これら遅延回路７
ａ，７ｂ，〜，７ｎは前記制御回路６によつて遅
延時間設定されるもので、その設定された遅延時
間によつて後述する超音波信号の送波方向が定め
られる。そして各遅延回路７ａ，７ｂ，〜，７ｎ
を介した前記信号はパルサ８ａ，８ｂ，〜，８ｎ
をそれぞれ駆動し、同パルサ８ａ，８ｂ，〜，８
ｎに各別に接続された超音波振動子９ａ，９ｂ，
〜，９ｎをそれぞれ付勢して超音波信号を送波す
るようになつている。尚、これら振動子９ａ，９
ｂ，〜，９ｎは、例えば直線上に配列されてアレ
イ構造をなし、超音波探触子、即ち電気音響変換
素子を形成している。

一方、前記送波された超音波の生体内反射部位
で反射された信号は、前記超音波振動子９ａ，９
ｂ，〜，９ｎにてそれぞれ受波されている。そし
て受波信号は前置増幅器１０ａ，１０ｂ，〜，１
０ｎを介してそれぞれ増幅されたのち、前記制御
回路６により遅延時間設定された遅延回路１１
ａ，１１ｂ，〜，１１ｎで遅延制御されて出力さ
れている。尚、遅延回路１１ａ，１１ｂ，〜，１
１ｎの各設定遅延時間は先の遅延回路７ａ，７
ｂ，〜，７ｎにそれぞれ対応して同じく定められ
るものである。しかして各遅延回路１１ａ，１１
ｂ，〜，１１ｎの出力は加算合成回路１２に入力
されて加算合成処理され、前記超音波送波方向か
らの受波信号として出力されている。この出力信
号は検波器１３を介して検波され、断層情報信号
として表示装置１４に供給されている。また前記
加算合成回路１２の出力信号はミクサ（MIX）１
５，１６にそれぞれ供給されている。これらミク
サ１５，１６は前記分周器２，４の各出力信号を
それぞれ入力するもので、上記出力信号、つまり
前記したレート周波数の基準となる周波数_０
（2.5MHz）の信号と、受波信号とを混合してい
る。ミクサ１５，１６の各混合出力はフイルタ１
７，１８を各別に介して波されたのち位相比較
器１９に入力されて信号相互間の位相判別がなさ
れている。この位相判別結果は例えばその値が正
のときに血流が超音波信号の伝搬方向に対して近
づく方向に流れており、逆に負のときには遠ざか
る方向に流れていることを示している。この情報
は前記表示装置１４に入力されて表示されるよう
になつている。

また前記フイルタ１７の出力信号は、レンジゲ
ート回路２０に入力されている。同回路２０は、
前記レート信号（分周器５の出力）を受けて動作
する単安定マルチバイブレータ（以下、MMと略
記する）２１の出力によつて所定期間ON動作す
るMM２２によつてゲート開成されるものであ
る。即ち、時系列に連続的に受波される反射超音
波信号は、その受波時刻と被検部の深さとが比例
したものである。従つてMM２１にて適当な経過
時間を定め、その出力タイミングにてMM２２を
作動させて所定時間幅の信号を得れば、レンジゲ
ート回路２０は所望とする観測部位の診断情報信
号だけを抽出することになる。このレンジゲート
回路２０の出力を帯域通過フイルタ（BPF）２３
を介すことにより、ドプラシフトした周波数成分
の情報、つまり血流速に比例した信号を得ること
ができる。

第３図は第２図に示した装置の作用を示す各部
の波形図で、ａは基準波信号（周波数_０の分周
器２の出力）を分周器５を介して500分周して得
た周波数5kHzのレート周波数信号である。パル
サ８ａ，８ｂ，〜，８ｎは上記信号の各立上りエ
ツジにて同期がとられ、遅延時間制御されて駆動
される。従つて振動子９ａ，９ｂ，〜，９ｎ（探
触子）からは第３図ｂに示すようにレート周期
200μｓ毎に超音波信号が送波される。送波され
る超音波パルスの中心周波数（f₁）は約2.5MHzで
ある。このような送波超音波信号が生体内の各部
で反射して受渡されると、その受波信号は第３図
ｃに示すようになる。この受波信号（加算合成回
路１２の出力）は検波器１３を介して第３図ｄに
示す如き信号として出力され、表示装置１４に供
給されてＢモード、若しくはＭモードにて表示さ
れている。

固定した反射体からの反射波は、第４図ａに示
す如き波形をしており、その周波数スペクトルは
同図ｂのようになり中心周波数_１（約2.5M
Hz）を含む広帯域の周波数成分を持つことにな
る。このままでは1kHz程度のごくわずかなドプ
ラ偏移を検出することはできない。しかし、本発
明の実施例の如く、極めて正確な基準発振器から
分周された正確に5kHzのレート周波数で第４図
ａのパルスをくり返すと周波数スペクトルは同図
ｃのように包絡線を１個のパルスのスペクトルに
等しく5kHzの整数倍の周波数だけからなる線ス
ペクトルとなる。従つて、第２図の回路により得
られる固定反射体からの反射波は第４図ｃの如き
スペクトルを有することになる。パルサ、増幅器
には遅延時間があり遅延回路による遅延時間は走
査方向によりばらつきがあるが定走査方向で常に
等しいから問題はない。第４図ｄは横軸を拡大し
た図であり実線は固定射体からの反射波スペクト
ルであるが、鎖線は移動物体からの反射波のスペ
クトルでΔのドプラ偏移を受けている。従つ
て、この信号と基準発振器（周波数_０）の出力
をミクサで混合することにより差の周波数をとり
出せばドプラ偏位周波数を検出することができ
る。もし、レート周波数信号の線スペクトルが基
準波信号f₀に対して不安定であれば、基準波信号
に対するレート周波数信号の変動自体が、ドプラ
偏移周波数と見なされ、正確なドプラ信号を得る
ことは困難になる。

一方、ミクサ１５では上記第３図ｃに示す受波
信号と先に述べた２分周された周波数2.5MHzの
基準信号を混合して第３図ｅに示す如き混合出力
を得ている。この信号はフイルタ１７を介して
波され、第３図ｆに示すように変換される。第３
図ｇはレンジゲート回路２０のサンプリングタイ
ミングを示すもので、同タイミングにて同図ｆに
示したフイルタ出力を逐次サンプリングすること
によつて一つの観測部位における反射超音波のド
プラ偏位成分を同図ｈに示すように得られる。第
３図ｉはｈに示す信号を時間軸圧縮して示したも
ので、同信号を帯域通過フイルタ２３を介してフ
イルタリングすることにより、第３図ｊに示す如
きドプラ信号が得られる。かくしてここに検波器
１３の出力として第３図ｄに示す如き断層像に関
する観測情報を得、フイルタ２３の出力として第
３図ｊに示す如き血流速に関するドプラ信号の観
測情報を同時に得ることができる。

ところで、前記制御回路６は一般的には、例え
ば特願昭52−28016号（特開昭53−114282号公報
に記されるものが用いられるが、本装置にあつて
は次のように構成することが適当である。即ち、
制御回路６にROM（リード・オンリ・メモリ）
を備え、ROMの各アドレスを超音波の走査方向
に対応させておく。そして各アドレスには上記走
査方向への超音波の送受波に必要な、前記遅延回
路７ａ，７ｂ，〜，７ｎ，（１１ａ，１１ｂ，
〜，１１ｎ）に対する遅延時間設定情報を収納さ
せておく。従つて指定する走査方向に対応する
ROMのアドレスを選択指定することにより、超
音波信号は上記指定走査方向に送波され、反射物
体によつて反射されて上記方向のものが受波され
ることになる。しかして今、第５図に示すように
探触子２６により送受波される超音波信号の走査
方向が１、２、〜、ｋ、〜、64で示され、方向ｋ
における位置Ｐの情報をドプラ信号から観測する
ものとする。この場合、前記ROMによる走査方
向の指定を「１、ｋ、２、ｋ、３、〜」のように
１レートパルスおきに走査方向ｋを指定し、且つ
他のレートパルスタイミングには走査方向１より
順次指定して行けば、方向ｋの走査時にはドプラ
信号及びＭモードの信号を得、他の方向の指定時
によつてＢモード、つまりリアルタイム断層像を
得ることができる。換言すれば、リアルタイム断
層像と血流速度情報とを同時に観測することがで
きる。またこのとき、Ｂモード及びドプラ信号の
実効的レート周波数は先に示した周波数の１／
２、つまり2.5kHzとなる。尚、レンジゲート回路
２０によるサンプリングタイミングにて表示出力
を輝度変調するように構成すれば、血流観測位置
を正確に表示することができる。

さて、前記断層像及び血流観測に用いる超音波
信号はいずれも単一パルスであつてもよいが、例
えば第６図ａに示すような断層像観測用の単一パ
ルスに対して、血流観測には同図ｂに示すように
振幅レベルを大きくしたもの、あるいは同図ｃに
示すように波数を多くしたバースト状のものを用
いた方が好都合である。このような超音波信号を
用いれば血流観測における距離分解能の低下を招
くことなく、そのＳ／Ｎの向上をはかることがで
きる。従つて第６図ｄに示すよう超音波探触子２
６から所定のレートに従つて単一パルス超音波と
バースト波とを交互に送波し、且つその走査方向
を同図ｅのように指定していけば、前述した断層
像情報と血流情報とを双方共に距離分解能の高
い、Ｓ／Ｎの良好な信号として得ることができ
る。

以上の説明は、一つの走査線において一箇所で
だけ血流観測を行つたが、一つの走査線上におい
て複数箇所での血流観測を同時に行うことができ
る。第７図はその一例を示したもので、分周器５
の後段を構成するMM２１，２２、レンジゲート
回路（RG）２０、BPF２３等を複数個並列的に
設け、マルチチヤンネル構成としたものである。
即ち、分周器５の出力（レート信号）はフリツプ
フロツプ３０によつてゲート制御されるゲート回
路(G)３１を介してMM２１ａ，２１ｂ，〜，２１
ｎに供給されている。上記フリツプフロツプ３０
はレート信号（周波数_０／２Ｎ）を入力して反転動作するもので、前述した走査方向ｋへの超音波送受
波タイミングにのみゲート回路３１を開成してい
る。従つて走査方向ｋの超音波送受波時、即ち血
流観測時には分周器５の出力がMM２１ａ，２１
ｂ，〜，２１ｎに供給される。これらMM２１
ａ，２１ｂ，〜，２１ｎは第８図ａ，ｃ，ｅにそ
れぞれ示す如きパルス時間幅設定されたものであ
る。そしてMM２２ａ，２２ｂ，〜，２２ｎは
MM２１ａ，２１ｂ，〜２１ｎの出力信号の立下
りエツジにて作動し、例えばパルス時間幅４μｓ
の第８図ｂ，ｄ，ｆに示す如きタイミングの信号
を出力している。今、前記MM２１ａ，２１ｂ，
〜，２１ｎが33個からなり、探触子２６の表面か
らの深さに対応した時間が例えば26μｓ、30μ
ｓ、34μｓ、〜、160μｓと順次設定されている
ものとすると、フイルタ１７からレンジゲート回
路２０ａ，２０ｂ，〜，２０ｎに入力される受波
信号は、第８図ｇに示す深さに対応して順次サン
プリングされることになる。つまり探触子２６の
表面から深さが20mm、23mm、26mm、〜、120mm
と、３mm間隔でその反射情報が抽出されることに
なる。これらの反射情報はBPF２３ａ，２３ｂ，
〜，２３ｎを介したのち零交差検出器（ZC）３
２ａ，３２ｂ，〜，３２ｎに入力され、出力レベ
ルの零交差タイミングが検出されている。これら
をZC３２ａ，３２ｂ，〜，３２ｎは零交差タイ
ミングからドプラ偏位周波数を求め、例えば周波
数電圧変換（Ｆ／Ｖ変換）して血流速度に比例し
た振幅信号を得て記録装置３３に供給している。
尚、零交差検出器３２ａ，３２ｂ，〜，３２ｎ
は、例えば所定時間内における信号の零交差回数
を計数するものであればよい。また周波数分析器
を代りに用いてもよい。

かくしてここに、一つの超音波走査情報から複
数箇所でのドプラ偏位情報、つまり血流情報を同
時に得ることができる。

第８図は一つの超音波走査情報から複数箇所の
ドプラ偏位情報を同時に得る別の実施例の構成を
示すものである。フリツプフロツプ（FF）３５
は先のフリツプフロツプ３０と同様に機能するも
ので、分周器５の出力と共にゲート回路３６に供
給されている。ゲート回路３６は分周器５からの
5kHzの信号のFF３５の出力とに基いて周波数
2.5kHz（_０／２ｎ）のレート信号を出力している。このレート信号は第１０図に示す如きアドレス構成
のランダムアクセスメモリ（RAM）３７に走査
制御信号として印加されている。即ち、RAM３
７は例えば64×64のアドレス「１、１」「１、
２」〜「１、64」「２、１」〜「64、64」を有す
るもので、各アドレスには前記フイルタ１７の出
力がＡ／Ｄ変換器３８を介してデジタル化されて
書き込まれるようになつている。尚、RAM３７
の情報書き込み、及び後述する読み出しは、クロ
ツク発振器３９から出力される400kHzのクロツ
ク信号により制御されている。従つて、一走査に
よつて得られた超音波情報は逐次デジタル変換さ
れてアドレス「１、１」「１、２」〜「１、64」
に順次書き込まれる。そして次に得られた超音波
一走査情報は前記ゲート回路３６からの制御を受
けて行変更され、アドレス「２、１」「２、２」
「２、３」〜「２、64」に書き込まれる。同様に
して64回目の一走査情報はアドレス「64、１」
「64、２」〜「64、64」に書き込まれる。この場
合、一行のメモリアドレスに一走査情報を書き込
むに要する時間はクロツク周波数が400kHzであ
り、アドレスが64であるから従つて略160μｓと
なる。これは一走査による観測部位の深さ０〜12
cm程度に相当する。またこのドプラ走査と、断層
像観察のＢモード走査とが交互に行われ、夫々の
レート間隔は400μｓとなつている。従つてRAM
３７への全アドレス（64×64）には25.6ｍｓにて
全情報の書き込みが行われる。尚、アドレスの各
位置は観察部位の深さに相当していることは云う
までもない。

一方、上記の如く書き込まれた情報は、今度は
列毎に順次アドレス指定されて読み出される。こ
の読み出しは先に説明したように400kHzのクロ
ツク信号によつて行われる。即ち、先ずアドレス
「１、１」「２、１」「３、１」〜「64、１」の情
報が列方向に読み出され、次にアドレス「１、
２」「２、２」「３、２」〜「64、２」の情報が読
み出される。しかして上記アドレスの一列に亘つ
て読み出された情報系列の同一深さ、つまり同じ
観測部位でのドプラ偏位を受けた信号の時間経緯
を示したものとなり、従つて前述したようにその
出力をＤ／Ａ変換器４０を介して復元したのちフ
イルタ４１を介して平滑化し、ZC４２にて零交
差検出を行えばその検出結果は上記観測位置での
ドプラ信号となる。このようにしてメモリアドレ
スの各列、換言すれば複数の観測位置でのドプラ
信号が得られる。このとき、列の読み出し周期を
160μｓに設定すると、１つの観測位置でのドプ
ラ信号は160μｓ×64、つまり10.24ｍｓ毎に読み
出されることになる。

このようにして得られたドプラ信号はＡ／Ｄ変
換器４３を介してデジタル化され、メモリ４４に
入力されている。このメモリ４４は前記400kHz
のクロツク信号を分周器４５を介して64分周され
た信号、つまり6.25kHzの信号にて上記入力され
たドプラ信号を書き込んでいる。しかるのち、メ
モリ４４に書き込まれたドプラ信号は400kHzの
速度で読み出され、Ｄ／Ａ変換器４６を介してア
ナログ信号（振幅信号）に変換されたのち、表示
装置４７に供給されて輝度変調されて表示される
ようになつている。この表示装置４７は前記分周
器５からのレート信号を受けて掃引走査するもの
で、上記輝度変調された信号は観測部位に対応し
て表示されることになる。即ち、各観測部位での
血流速度の大きさが輝度変調された明るさの情報
として表示される。尚、血流の流れの向きを表示
する場合、例えばカラー表示ブラウン管を用いて
正方向は赤表示、負方向は青表示と云うように色
表示してもよい。またRAM３７の出力を高速フ
ーリエ変換して周波数分析し、その分析結果を直
接的にメモリ４４に書き込むようにしてもよい。
更には、表示装置４７は、上記血流速度の情報と
共にＢモード走査によつて得られた断層像を同時
に表示するものであつても勿論よい。また上記ド
プラ観測する走査方向を可変設定してもよいこと
は当然のことである。

ところで、上述したドプラ観測を心電計等に同
期させることによつて超音波診断領域の全域に亘
つて行うことができる。このようにすれば、例え
ばＢモード走査によつて心臓の断層像を得、また
ドプラ走査により上記心臓内を流れる血液の循環
情報を得て、その変化の状態を時々刻々表示する
ことができる。

以下、第１１図を参照してその説明を行う。
RAM３７は先に第９図に示したものと同様なも
のであり、その出力はデジタル零交差計（DZC）
５１に入力されてドプラ信号が求められている。
このDZC５１はRAM３７の出力、つまり前述し
たサンプリング値の零交差回数を求め、その結果
からドプラ信号を求めるものである。このドプラ
信号は、クロツク発振器５２により400kHzの周
波数で書き込み、読み出し制御されるRAM５３
に供給されて、同RAM５３のアドレスに順次書
き込まれている。またRAM５３の書き込みタイ
ミングは波形整形回路５４を介して抽出された心
電計（ECG）５５の例えばＲ波に同期確立され
ている。

前記RAM５３は、例えば第１２図に示すよう
に（64×64×64）のアドレス構成を有するもので
ある。しかしてECG５５によつて第１心拍のＲ
波が得られたとき、RAM５３は上記Ｒ波に同期
して前記DZC５１から出力されるドプラ信号をア
ドレス「１、１、１」「１、１、２」〜「１、
１、64」に順次書き込む。即ちRAM５３のアド
レス「１、１、１」にはRAM３７のアドレス
「１、１」「２、１」「３、１」〜「64、１」の情
報から得られたドプラ信号が書き込まれ、同様に
してアドレス「１、１、２」にはRAM３７のア
ドレス「１、２」「２、２」「３、２」〜「64、
２」の情報から得られたドプラ信号が書き込まれ
る。そして次のレートには、RAM３７から読み
出された情報から得られたドプラ信号は、RAM
５３のアドレス「２、２、１」「２、２、２」
「２、２、３」〜「２、２、64」に順次書き込ま
れる。更には次のレートにはRAM５３のアドレ
ス「３、３、１」「３、３、２」「３、３、３」〜
「３、３、64」に順次書き込まれている。そして
前記ECG５５によつて第２の心拍が検出された
とき、今度はアドレス「１、２、１」「１、２、
２」〜「１、２、64」から始まつて、アドレス
「２、３、１」「２、３、２」〜「２、３、64」、
そして「３、４、１」「３、４、２」〜「３、
４、64」、更にはアドレス「64、１、１」「64、
１、２」〜「64、１、64」と順次ドプラ信号が書
き込まれる。

このようにして64の心拍に同期してRAM５３
のアドレス（64×64×64）に全てドプラ信号の書
き込みが終了したとき、アドレス「１、１、１」
から「１、64、64」に至る第１の領域には心拍を
得て、第１番目の状態における全診断領域のドプ
ラ信号によつて示される血流速の情報が収納され
る。またアドレス「２、１、１」から「２、64、
64」に至る第２の領域には心拍の入力タイミング
を基準とした第２番目の状態における全診断領域
の血流速の情報が収納される。以下同様にして
RAM５３の各メモリ領域には、それぞれ時間経
過に応じた全診断領域の血流速の情報が収納され
る。

しかして、Ｂモード走査によつて得られる断層
像の状態に応じて前記RAM５３のメモリ領域を
指定し、同領域に収納されたドプラ信号を読み出
して画像表示すれば、その画像は表示された断層
像に対応した全診断領域の血流速情報像となる。
尚、上記各像を表示装置５６にて表示するに際し
ては、例えば断層像を輝度変調して白色で表示
し、正方向及び負方向の血流速を輝度変調した赤
及び青色表示するようにすればよい。このように
すれば、例えば心臓の動きと同時に血流の変化を
容易に把握することができ、特に循環器系の診断
医学に絶大なる効果を発輝する。

尚、心臓は心拍毎に全く同じ動きをするとは限
らない言従つて上記結出を複数回繰り返して行
い、その平均を求めることによつて十分精度の高
い情報を得ることができる。また前記した条件を
もつてRAM５３の一行アドレス、例えば「１、
１、１」から「１、１、64」にドプラ信号を書き
込むとすれば、その所要時間は400μｓ×64＝
25.6ｍｓとなる。従つてRAM５３の各領域のド
プラ信号は25.6ｍｓの時間をそれぞれ経過したも
のとなつている。つまり第１の領域に収納された
情報（ドプラ信号）は、例えば時刻零、第２の領
域のものは25.6ｍｓ後、第３の領域のものは51.2
ｍｓ後と云うようになつている。従つて、血流速
度の分布状態を25.6ｍｓ毎の変化として読み出
し、表示することができる。故にRAM５３から
の信号読み出しクロツク周波数は160kHz以上で
あればよく、例えば200kHz、400kHzのクロツク
信号を用いれば十分余裕をもつて読み出すことが
できる。

以上述べたように本発明によれば、次のような
絶大なる利点・効果を奏する。

先ず、唯一の超音波探触子を兼用して、リアル
タイム断層像と共にドプラ効果による血流速度情
報を同時に観測することができる。また必要に応
じては上記ドプラ効果からＭモード信号をも得る
ことができる。その上、一つの探触子を片手だけ
で使用することができるので、その操作性が極め
て良好であり、また所望とする位置の断層像及び
その中に位置する必要部位の血流速度情報を容易
に得ることができる。また同一の探触子を使用し
て前述した２種類の診断情報を得る為、形状の小
型化をはかり得る。同時に、従来装置のようにア
ームやポテンシヨメータ、演算回路等の複雑な構
成要素を不要とし、簡易に実現できる。本発明に
よれば断層像とドプラ信号を得るための超音波ビ
ームの経路が同じであるために、アームやポテン
シヨメータ、演算回路の誤差はもちろんビームの
経路の違いによる音速の差による誤差を生じるこ
とがなく、音速のいかんにかかわらず正確な位置
における血流速を検出でき、信頼性の高い診断を
行い得る。更に、断層像とドプラ信号を得るため
のビーム経路が同じであるため、断層像の観測に
よりドプラ信号を得るためのが十分検出されてい
るか否かを確認できる。断層像でドプラ信号を検
出しようとする位置が描写されていればその位置
のドプラ信号は確実に得られることになる。また
血流情報を得ている部分の表示には、リアルタイ
ム断層像の表示を行つている走査線を用いればよ
いので、測定部位を表示する為の格別な走査回路
が全く不要である。従つて位置検出のための機
構、演算回路も含めて回路構成を簡略化すること
ができ、安価に製作し、実現することができる。

しかも、本発明においては (a) 同じプローブから出される同一ビームでＢモ
ードとドプラ走査を行うためにＢモード像上で
設定したドプラ観測点と実際のドプラ観測点と
が一致する、 (b) Ｂモード走査とドプラ走査とを交互に行うた
め、Ｂモード走査にある形態の動きとドプラ走
査による血流情報とを同時に診断できる、さら
に、 (c) レート周波数信号と基準信号とが同じ発振部
からの信号と関連しているため、レート周波数
信号の線スペクトルが基準波信号に対して安定
するので、正確なドプラ信号が得られる、などの効果がある。

尚、本発明は実施例に限定されるものではな
い。例えば超音波信号のレート周波数や基準発振
周波数、またメモリへの書き込み、読み出し周波
数等は仕様に応じて定めればよい。またメモリの
アドレス構成やドプラ信号検出手段も適宜定めれ
ばよい。更には上記実施例ではセクタスキヤン方
式のものについて述べたが、リニアスキヤン方式
のものであつても勿論よい。また簡易な装置にあ
つては、全診断領域の血流速情報を２次元的にの
み求めてもよい。要するに本発明の要旨を逸脱し
ない範囲で変形して実施できる。

【図面の簡単な説明】

第１図は従来装置の問題点を説明する為の図、
第２図は本発明の一実施例を示す概略構成図、第
３図は第２図に示す装置の作用を示す各部の信号
波形図、第４図は繰り返しパルス信号を示す図、
第５図は探触子と超音波信号の走査方向との関係
を示す図、第６図はＢモード走査とドプラ走査の
切換と超音波信号波形を示す図、第７図は本発明
の他の実施例を示す要部概略構成図、第８図は第
７図に示す装置の作用を示す信号波形図、第９図
は本発明の更に別の実施例を示す要部概略構成
図、第１０図は第９図に示すRAMのアドレス構
成図、第１１図は本発明の更にまた別の実施例を
示す要部概略構成図、第１２図は第１１図に示す
RAMのアドレス構成図である。１……基準発振器、２，４……分周器（基準周
波数）、５……分周器、７ａ，７ｂ，〜，７ｎ…
…遅延回路、８ａ，８ｂ，〜，８ｎ……パルサ、
９ａ，９ｂ，〜，９ｎ……超音波振動子、１１
ａ，１１ｂ，〜，１１ｎ……遅延回路、１２……
加算合成器、１３……検波器、１４……表示装
置、１５，１６……ミクサ、１７，１８……フイ
ルタ、１９……位相比較器、２０……レンジゲー
ト回路、２１，２２……単安定マルチバイブレー
タ、２３……フイルタ（BPF）、２６……探触子
（電気音響変換素子、３０……フリツプフロツ
プ、３１……ゲート回路、３２ａ，３２ｂ，〜，
３２ｎ……零交差検出器、３６……ゲート回路、
３７……RAM、３９……クロツク発振器、４２
……零交差検出器、４４……メモリ、５１……デ
ジタル零交差検出器、５３……RAM、５４……
波形整形回路、５５……心電計（ECG）。

Claims

【特許請求の範囲】１基準信号を発振する基準信号発振部と、この
基準信号を分周してレート周波数信号を発生する
分周部と、複数の配列された超音波振動子を含
み、走査方向に沿つて超音波を送波し、その反射
信号を受波する単一の超音波探触子と、前記超音
波探触子の走査方向順次変化させるＢモード走査
と前記超音波探触子の予め設定された走査方向の
ドプラ走査とを前記レート周波数信号に応じて交
互に繰り返し行う走査部と、前記Ｂモード走査に
よつて得られた反射信号を検波し、前記変化させ
た走査方向に対応して表示するＢモード表示部
と、前記ドプラ走査によつて得られた反射信号と
前記基準信号とをミキシングして、この反射信号
と前記基準信号との差周波数からドプラ信号を得
るドプラ信号処理部と、このドプラ信号を表示す
るドプラ信号表示部とを備えたことを特徴とする
超音波診断装置。２前記基準信号発信部は2foの周波数で発振す
る基準発振器と、この発振器の出力を２分周して
foの第１の基準信号を得る第１周分周器と、前記
基準発振器の出力を反転した信号を２分周し、前
記第１の基準信号とはπ／２位相のずれた第２の
基準信号を得る第２分周器とを備えたことを特徴
とする特許請求の範囲第１項記載の超音波診断装
置。３前記ドプラ信号処理部は、前記第１及び第２
の基準信号をミキシングする第１及び第２ミキサ
を、これら第１及び第２ミキサの出力の位相を比
較して、血流の方向性を判別する位相比較器とを
備えたことを特徴とする特許請求の範囲第２項記
載の超音波診断装置。