JPS6253182B2 - - Google Patents
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- JPS6253182B2 JPS6253182B2 JP54108167A JP10816779A JPS6253182B2 JP S6253182 B2 JPS6253182 B2 JP S6253182B2 JP 54108167 A JP54108167 A JP 54108167A JP 10816779 A JP10816779 A JP 10816779A JP S6253182 B2 JPS6253182 B2 JP S6253182B2
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- JP
- Japan
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- ultrasonic
- information
- doppler
- blood flow
- circuit
- Prior art date
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Links
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Landscapes
- Measuring Volume Flow (AREA)
- Arrangements For Transmission Of Measured Signals (AREA)
- Ultra Sonic Daignosis Equipment (AREA)
Description
【発明の詳細な説明】
本発明は、超音波ドツプラ血流計において、血
流方向に対する超音波ビーム方向の入射角の影響
を除去する方法に関するものである。
流方向に対する超音波ビーム方向の入射角の影響
を除去する方法に関するものである。
体外から非観血的に血流情報を測定する方法と
して、超音波ドツプラ血流計が用いられている。
この超音波ドツプラ血流計は、第１図のように体
表から超音波ビーム１を超音波探触子２より放射
したとき、血管３内などの血流４からの反射波の
周波数が、ドツプラ効果により血流速度に比例し
たドツプラ偏移を受けることを利用している。こ
のとき、入射する超音波周波数c、血流からの
反射波の受けるドツプラ周波数偏移をd、血流
の流速をν、超音波ビームの血流に対する入射角
をθとするとdは次式で与えられることが知ら
れている。
して、超音波ドツプラ血流計が用いられている。
この超音波ドツプラ血流計は、第１図のように体
表から超音波ビーム１を超音波探触子２より放射
したとき、血管３内などの血流４からの反射波の
周波数が、ドツプラ効果により血流速度に比例し
たドツプラ偏移を受けることを利用している。こ
のとき、入射する超音波周波数c、血流からの
反射波の受けるドツプラ周波数偏移をd、血流
の流速をν、超音波ビームの血流に対する入射角
をθとするとdは次式で与えられることが知ら
れている。
d＝２νｃｏｓθ／ｃc ……(1)
ここで、θは一般に正確に知ることは不可能で
あり、従来は超音波ドツプラ血流計による実用的
測定としては相対的な測定が多く行われてきた。
あり、従来は超音波ドツプラ血流計による実用的
測定としては相対的な測定が多く行われてきた。
この入射角の影響を除く方法としては種々考え
られてきた（例えば古幡他；“血流速度の絶対値
計測をめざした超音波ドツプラ法”医用電子と生
体工学、Vol.16、No4、264／268（1978））が、
体表から任意の深度の血流速度を測定可能なパル
ス変調形超音波血流計による方法としては第２図
に示したようなものがある（Baker、D.W；
Pulse ultrasonic Doppler blood−flow
sensing、“IEEE Trans.on Ｓ ＆ US、SU−
17−３、170／185（1970））。
られてきた（例えば古幡他；“血流速度の絶対値
計測をめざした超音波ドツプラ法”医用電子と生
体工学、Vol.16、No4、264／268（1978））が、
体表から任意の深度の血流速度を測定可能なパル
ス変調形超音波血流計による方法としては第２図
に示したようなものがある（Baker、D.W；
Pulse ultrasonic Doppler blood−flow
sensing、“IEEE Trans.on Ｓ ＆ US、SU−
17−３、170／185（1970））。
この方法は、超音波ビームを流れの方向とθな
る角度とした時、探触子先端から血管の中心まで
の距離をr1とする。次に探触子の先端を中心とし
て角度φだけ回転して血流と超音波ビームの角度
をθ＋φとし、血管の中心までの距離をr2とする
と次のような関係がある。
る角度とした時、探触子先端から血管の中心まで
の距離をr1とする。次に探触子の先端を中心とし
て角度φだけ回転して血流と超音波ビームの角度
をθ＋φとし、血管の中心までの距離をr2とする
と次のような関係がある。
｛r1cosθ−r2cos（θ＋φ）｝２−（r2sinφ）２＝（r1−r2cosφ）２ ……(2)
これより
cosθ＝（r1−r2cosφ）／√1 2＋2 2−21 2 ……(3)
ここで、パルスドツプラ血流計ではr1、r2の距
離測定が可能であるから(1)式のcosθが(3)式によ
つて求まり、絶対的なdが測定可能である。し
かし、この方法は超音波探触子の角度をφだけず
らして２回測定するか、予め角度φだけづれた２
つの超音波探触子をもつたプローブを用いるかの
必要があり、はん雑であるか、使い難いものとな
る欠点がある。更に角度φだけ異なる２方向の超
音波ビームが同一血管の同一方向に流れている血
流に入射しているかどうかが、超音波パルスドツ
プラ血流計のみでは不明確であり、測定結果に大
きな誤差を生じる欠点がある。
離測定が可能であるから(1)式のcosθが(3)式によ
つて求まり、絶対的なdが測定可能である。し
かし、この方法は超音波探触子の角度をφだけず
らして２回測定するか、予め角度φだけづれた２
つの超音波探触子をもつたプローブを用いるかの
必要があり、はん雑であるか、使い難いものとな
る欠点がある。更に角度φだけ異なる２方向の超
音波ビームが同一血管の同一方向に流れている血
流に入射しているかどうかが、超音波パルスドツ
プラ血流計のみでは不明確であり、測定結果に大
きな誤差を生じる欠点がある。
本発明は、これらの従来の装置の欠点に鑑みて
なされたもので、血管や心臓などの超音波断層像
とその断層像内の血流の測定を同一超音波探触子
で行ない、血流速度測定の入射角による影響を誤
差なく除くことを目的とした超音波診断装置を提
供することにある。
なされたもので、血管や心臓などの超音波断層像
とその断層像内の血流の測定を同一超音波探触子
で行ない、血流速度測定の入射角による影響を誤
差なく除くことを目的とした超音波診断装置を提
供することにある。
本発明はリアルタイム超音波断層像とその断層
像内の血流速度測定を同一超音波探触子で同時に
あるいは切換えて行ない、そのとき血流速度測定
を２方向から同一部位の測定であることを断層像
で確認しながら行ない、血流方向と超音波ビーム
の角度による影響を除くことを誤差なく行ない、
且つ使い易いものとするものである。
像内の血流速度測定を同一超音波探触子で同時に
あるいは切換えて行ない、そのとき血流速度測定
を２方向から同一部位の測定であることを断層像
で確認しながら行ない、血流方向と超音波ビーム
の角度による影響を除くことを誤差なく行ない、
且つ使い易いものとするものである。
第３図が本発明一実施例の構成図で、特に心臓
診断に有用なセクタ電子走査形超音波診断装置を
示している。電気音響変換素子としての超音波探
触子６は、一列に配設されたｎ個の超音波振動子
７−１，７−２，……，７−ｎより構成されてい
る。これらの振動子７−１〜７−ｎは、超音波偏
向制御回路８によつて遅延時間設定される遅延回
路９−１，９−２，……，９−ｎを介して入力さ
れる駆動パルス信号により動作するパルサ１０−
１，１０−２，〜１０−ｎにより駆動される。ま
た、各振動子７−１，７−２，〜，７−ｎにより
受波された反射信号は、前置増幅器１１−１，１
１−２，〜，１１−ｎにより適当に増幅され、前
記超音波偏向制御回路８により遅延時間設定され
る遅延回路１２−１，１２−２，〜，１２−ｎに
より送波と同一の遅延制御され、加算合成回路１
３により加算される。
診断に有用なセクタ電子走査形超音波診断装置を
示している。電気音響変換素子としての超音波探
触子６は、一列に配設されたｎ個の超音波振動子
７−１，７−２，……，７−ｎより構成されてい
る。これらの振動子７−１〜７−ｎは、超音波偏
向制御回路８によつて遅延時間設定される遅延回
路９−１，９−２，……，９−ｎを介して入力さ
れる駆動パルス信号により動作するパルサ１０−
１，１０−２，〜１０−ｎにより駆動される。ま
た、各振動子７−１，７−２，〜，７−ｎにより
受波された反射信号は、前置増幅器１１−１，１
１−２，〜，１１−ｎにより適当に増幅され、前
記超音波偏向制御回路８により遅延時間設定され
る遅延回路１２−１，１２−２，〜，１２−ｎに
より送波と同一の遅延制御され、加算合成回路１
３により加算される。
上記超音波偏向制御回路８により設定される遅
延時間設定は、ある方向に各振動子７−１，７−
２，〜，７−ｎからの送波される波面が一致する
よう行なわれ、この時間設定を徐々に変えること
により超音波の送受波方向が移動され、第４図の
如くセクタ走査が可能である。
延時間設定は、ある方向に各振動子７−１，７−
２，〜，７−ｎからの送波される波面が一致する
よう行なわれ、この時間設定を徐々に変えること
により超音波の送受波方向が移動され、第４図の
如くセクタ走査が可能である。
上記加算合成回路１３の出力は、検波回路１４
とドツプラ信号処理回路１９に送られる。検波回
路１４では包絡線検波されCRTである表示器１
８で輝度変調し断層像を表示する。このとき、表
示器であるCRTのＸ、Ｙ軸入力には、超音波の
偏向に対応するようなＸ、Ｙ掃引信号をＸ、Ｙ掃
引信号発生回路１７で発生させている。
とドツプラ信号処理回路１９に送られる。検波回
路１４では包絡線検波されCRTである表示器１
８で輝度変調し断層像を表示する。このとき、表
示器であるCRTのＸ、Ｙ軸入力には、超音波の
偏向に対応するようなＸ、Ｙ掃引信号をＸ、Ｙ掃
引信号発生回路１７で発生させている。
また、ドツプラ信号処理回路１９は第５図に示
すようなものから構成されている。加算合成回路
１３出力は第３図の基本発振器１５による超音波
振動子の周波数とほぼ等しい周波数cの基準信
号とミキサ２１で掛け合わされ、低減通過フイル
タ（LPF）２２により位相検波出力を取り出す。
サンプリングホールド回路２３では、この位相検
波出力を、基準信号を第３図の分周器１６で分周
した、超音波パルスの繰返し周波数rを決定す
る繰返しパルスに同期して、イニシヤルパルスよ
り時間t0だけ遅れたレンジゲートパルスを発生さ
せるレンジゲートパルス発生回路２６により発生
したパルスによりサンプリングホールドを行う。
いま注目している深さをｄとすとt0＝２ｄ／ｃ（ｃ：生 体内の音速）となるようにt0を設定すれば、深さ
ｄにおけるドツプラ情報が取り出せることとな
る。このサンプリングホールド回路２３の出力を
帯域通過フイルタ（BPF）２４を通すことにより
ドツプラ信号が得られ、更に周波数−電圧変換器
２５により血流速度が求まる。
すようなものから構成されている。加算合成回路
１３出力は第３図の基本発振器１５による超音波
振動子の周波数とほぼ等しい周波数cの基準信
号とミキサ２１で掛け合わされ、低減通過フイル
タ（LPF）２２により位相検波出力を取り出す。
サンプリングホールド回路２３では、この位相検
波出力を、基準信号を第３図の分周器１６で分周
した、超音波パルスの繰返し周波数rを決定す
る繰返しパルスに同期して、イニシヤルパルスよ
り時間t0だけ遅れたレンジゲートパルスを発生さ
せるレンジゲートパルス発生回路２６により発生
したパルスによりサンプリングホールドを行う。
いま注目している深さをｄとすとt0＝２ｄ／ｃ（ｃ：生 体内の音速）となるようにt0を設定すれば、深さ
ｄにおけるドツプラ情報が取り出せることとな
る。このサンプリングホールド回路２３の出力を
帯域通過フイルタ（BPF）２４を通すことにより
ドツプラ信号が得られ、更に周波数−電圧変換器
２５により血流速度が求まる。
ここで、断層像とドツプラ信号を得るべき超音
波ビームとの関係は、第４図に示したように断層
像はセクタ角αでＮ本の走査線から成つていると
して、１，２，〜，Ｎは走査位置を示すものとす
る。今、本発明の２方向からドツプラ信号を得る
ための超音波ビームをD1，D2として、走査位置
をＫ番目とｌ番目に選択したとする。ドツプラ用
の超音波ビームD1とD2の走査方法は第３図のド
ツプラ制御回路２０によつてその回数と位置が制
御され、断層像と順次切換走査されリアルタイム
で断層像とドツプラ信号を得る。走査方法として
はたとえば１、Ｋ、ｌ、２、Ｋ、ｌ、３、Ｋ、
ｌ、４、……、Ｋ、ｌ、Ｎのような走査が行なわ
れるが、いまドツプラ周波数をd、ドツプラの
繰返し数周波をdrとすると、サンプリング定理
よりd≦dr／２となり2MHz程度の超音波を使
用すると実用的にはd〓2KHz程度となるため
dr≧4KHzとしなければならない。このため断層像
と十分なドツプラ信号とをリアルタイムで得るた
めには有効視野を狭くするか、断層法の１フレー
ム数を低くする必要があるので、上記のドツプラ
用ビームと断層用ビームの切換は高いドツプラ周
波数まで得るためには手動切換も行なわれる。ま
た第４図において２方向のドツプラ用ビームでレ
ンジゲートをかけている位置を示すためのマーク
がM1、M2であり、レンジゲートパルスを表示器
１８上で輝度変調することにより得られる。
波ビームとの関係は、第４図に示したように断層
像はセクタ角αでＮ本の走査線から成つていると
して、１，２，〜，Ｎは走査位置を示すものとす
る。今、本発明の２方向からドツプラ信号を得る
ための超音波ビームをD1，D2として、走査位置
をＫ番目とｌ番目に選択したとする。ドツプラ用
の超音波ビームD1とD2の走査方法は第３図のド
ツプラ制御回路２０によつてその回数と位置が制
御され、断層像と順次切換走査されリアルタイム
で断層像とドツプラ信号を得る。走査方法として
はたとえば１、Ｋ、ｌ、２、Ｋ、ｌ、３、Ｋ、
ｌ、４、……、Ｋ、ｌ、Ｎのような走査が行なわ
れるが、いまドツプラ周波数をd、ドツプラの
繰返し数周波をdrとすると、サンプリング定理
よりd≦dr／２となり2MHz程度の超音波を使
用すると実用的にはd〓2KHz程度となるため
dr≧4KHzとしなければならない。このため断層像
と十分なドツプラ信号とをリアルタイムで得るた
めには有効視野を狭くするか、断層法の１フレー
ム数を低くする必要があるので、上記のドツプラ
用ビームと断層用ビームの切換は高いドツプラ周
波数まで得るためには手動切換も行なわれる。ま
た第４図において２方向のドツプラ用ビームでレ
ンジゲートをかけている位置を示すためのマーク
がM1、M2であり、レンジゲートパルスを表示器
１８上で輝度変調することにより得られる。
２方向のドツプラ用超音波ビームを第３図のド
ツプラ制御回路２０により第４図のように同一血
流に合せてその血流ベクトル上に第３図のレンジ
ゲートパルス発生回路によりレンジゲートをそれ
ぞれ合わせる。このとき２つのビーム間の角度φ
は１〜Ｎのビーム位置が等角度であるとすればφ
＝α／Ｎ（ｌ−ｋ）でありカウンタ回路（図示せず） によりｌ−ｋは求められるためφが得られる。さ
らに関数発生器（図示せず）によりcosφが求ま
る。ビーム間隔が等角でない場合には適当な補正
をすれば同様にφが求められる。次に各レンジゲ
ートパルスのそれぞれのイニシヤルパルスからの
時間をt1、t2とすればt1＝２ｒ１／ｃ、t2＝２ｒ２／ｃ
（ｃ：音 速）であり時間−電圧変換回路（図示せず）によ
りr1、r2が求まる。cosφr1、r2が求つたので、第
３図のcosθ演算回路２７にて(3)式の演算を行な
いcosθを求める。この演算はr1、r2cosφが分つ
ているため、２乗回路、掛け算回路、引き算回
路、平方根回路、割算回路を組み合わせれば容易
にcosθが求まる。また、この演算は入力信号
r1、r2cosφをアナログ−デイジタル変換
（ADC）した後、マイクロコンピユータのような
デイジタル演算を行つてもよい。このcosθでド
ツプラ信号処理回路１９の血流速度出力υd′
（ｔ）を割算器２８で演算すると、血流に対する
超音波ビームの入射角の影響を除かれた出力υd
（ｔ）がペン書きレコーダのような血流記録器２
９に記録される。第６図は以上の説明のタイムチ
ヤートで、ａは超音波パルスの繰返し決定するパ
ルス（周波数r）で、このパルスの下に記して
あるのは（図４）の走査順序の例を示している。
ｂは超音波振動子の駆動パルス、ｃは受信信号で
加算合成回路の出力、ｄは検波回路１４の出力、
ｅは位相検波出力、ｆ，ｇはドツプラ信号を得る
ための２方向それぞれのレンジゲートパルスを示
す。ｈはｆのレンジゲートに対するサンプリング
ホールド回路路２３の出力、ｉはサンプリングホ
ールド回路２３の出力をBPF２４を通した後の出
力（ドツプラ信号）を示している。
ツプラ制御回路２０により第４図のように同一血
流に合せてその血流ベクトル上に第３図のレンジ
ゲートパルス発生回路によりレンジゲートをそれ
ぞれ合わせる。このとき２つのビーム間の角度φ
は１〜Ｎのビーム位置が等角度であるとすればφ
＝α／Ｎ（ｌ−ｋ）でありカウンタ回路（図示せず） によりｌ−ｋは求められるためφが得られる。さ
らに関数発生器（図示せず）によりcosφが求ま
る。ビーム間隔が等角でない場合には適当な補正
をすれば同様にφが求められる。次に各レンジゲ
ートパルスのそれぞれのイニシヤルパルスからの
時間をt1、t2とすればt1＝２ｒ１／ｃ、t2＝２ｒ２／ｃ
（ｃ：音 速）であり時間−電圧変換回路（図示せず）によ
りr1、r2が求まる。cosφr1、r2が求つたので、第
３図のcosθ演算回路２７にて(3)式の演算を行な
いcosθを求める。この演算はr1、r2cosφが分つ
ているため、２乗回路、掛け算回路、引き算回
路、平方根回路、割算回路を組み合わせれば容易
にcosθが求まる。また、この演算は入力信号
r1、r2cosφをアナログ−デイジタル変換
（ADC）した後、マイクロコンピユータのような
デイジタル演算を行つてもよい。このcosθでド
ツプラ信号処理回路１９の血流速度出力υd′
（ｔ）を割算器２８で演算すると、血流に対する
超音波ビームの入射角の影響を除かれた出力υd
（ｔ）がペン書きレコーダのような血流記録器２
９に記録される。第６図は以上の説明のタイムチ
ヤートで、ａは超音波パルスの繰返し決定するパ
ルス（周波数r）で、このパルスの下に記して
あるのは（図４）の走査順序の例を示している。
ｂは超音波振動子の駆動パルス、ｃは受信信号で
加算合成回路の出力、ｄは検波回路１４の出力、
ｅは位相検波出力、ｆ，ｇはドツプラ信号を得る
ための２方向それぞれのレンジゲートパルスを示
す。ｈはｆのレンジゲートに対するサンプリング
ホールド回路路２３の出力、ｉはサンプリングホ
ールド回路２３の出力をBPF２４を通した後の出
力（ドツプラ信号）を示している。
次に本発明の他の実施例を第７図に示す。この
例はリニア電子走査形超音波断層装置に、セクタ
電子走査に用いた遅延時間制御を送受波に行なつ
て距離ａ離れた２点Ａ、Ｂより着目している血流
Ｐ点の血流を超音波ビームB1、B2で測定したと
きの血流速度出力（第５図の出力）をそれぞれυ
a（ｔ）υb（ｔ）とし、Ａ点とＢ点よりの超音波
ビームB1、B2と血流の方向との角度をそれぞれ
η、ξとしη−ξ＝φとするとＰ点における入射
角の影響のない真の血流速υは次式で与えられる
ことが知られている（特開昭54−21086）。
例はリニア電子走査形超音波断層装置に、セクタ
電子走査に用いた遅延時間制御を送受波に行なつ
て距離ａ離れた２点Ａ、Ｂより着目している血流
Ｐ点の血流を超音波ビームB1、B2で測定したと
きの血流速度出力（第５図の出力）をそれぞれυ
a（ｔ）υb（ｔ）とし、Ａ点とＢ点よりの超音波
ビームB1、B2と血流の方向との角度をそれぞれ
η、ξとしη−ξ＝φとするとＰ点における入射
角の影響のない真の血流速υは次式で与えられる
ことが知られている（特開昭54−21086）。
ここでφはＡ点、Ｂ点における走査角をそれぞ
れα、βとすればβ−α＝φであるから、適当な
Ａ点、Ｂ点から注目しているＰ点でビームが一致
するようにα、βを選択すればφが決定される。
αβはセクタ走査形装置の例で述べたような方法
で得られるのでφは求められる。φが求められれ
ば適当な関数発生器によりcosφ、１／ｓｉｎφなどが
得 られるため、後は割算器、掛算器、引き算器、加
算器、平方根回路等を組合せれば容易に(4)式の演
算を行うことができ入射角に影響されない絶対的
流速度υd（ｔ）が求まる。
れα、βとすればβ−α＝φであるから、適当な
Ａ点、Ｂ点から注目しているＰ点でビームが一致
するようにα、βを選択すればφが決定される。
αβはセクタ走査形装置の例で述べたような方法
で得られるのでφは求められる。φが求められれ
ば適当な関数発生器によりcosφ、１／ｓｉｎφなどが
得 られるため、後は割算器、掛算器、引き算器、加
算器、平方根回路等を組合せれば容易に(4)式の演
算を行うことができ入射角に影響されない絶対的
流速度υd（ｔ）が求まる。
従来はこの方法をある一定の角度φだけずらし
て設定された２つのブローブを用いて測定してい
ることと、プローブと測定対象の深さが一定であ
り、測定対象と超音波ビームとの関係とが不明確
であるため非常に測定しにくいことと、大きな誤
差を生じやすい欠点があつた。しかし本発明によ
ればリニア走査断層法により測定対象をリアルタ
イムで知ることができ、且つ２方向からのドツプ
ラ測定用の超音波ビームB1、B2は自由に２点か
ら任意の角度で任意の深さの測定点Ｐに交叉する
ことができ、またパルスドツプラのため誤差なく
Ｐ点の血流速度のみ測定可能であり、自由度の大
きく、誤差の少ない絶対測定が可能となる。
て設定された２つのブローブを用いて測定してい
ることと、プローブと測定対象の深さが一定であ
り、測定対象と超音波ビームとの関係とが不明確
であるため非常に測定しにくいことと、大きな誤
差を生じやすい欠点があつた。しかし本発明によ
ればリニア走査断層法により測定対象をリアルタ
イムで知ることができ、且つ２方向からのドツプ
ラ測定用の超音波ビームB1、B2は自由に２点か
ら任意の角度で任意の深さの測定点Ｐに交叉する
ことができ、またパルスドツプラのため誤差なく
Ｐ点の血流速度のみ測定可能であり、自由度の大
きく、誤差の少ない絶対測定が可能となる。
第８図はリニア走査方法を示すもので、リニア
走査用プローブ３１は多数個の配列振動子２７−
１，２７−２〜２７−ｎから構成される。リニア
走査は超音波ビームの指向性を良くするためと、
細いピツチで走査するために第８図のように数個
づつグループ（図では６個の振動子が−グルー
プ）にして同時駆動し、その後順次、１振動子だ
けずらしながら駆動することが普通である。この
ようなリニア走査において、ある選択されたグル
ープの振動子についてセクタ電子走査と同様の遅
延制御を加えれば第７図中ののように任意の方
向にビームを向けることができる。第９図は上に
説明したリニア電子走査形超音波診断装置を用い
た入射角に影響されない絶対流速を求めるための
本発明一実施例の構成図である。セクタ電子走査
を用いた場合と基本構成は同じであるが、リニア
走査のため、振動子数はｎに対して同時駆動する
個数はｍで、パルサ３５−１〜３５−ｍ、遅延回
路３４−１〜３４−ｍ，３８−１〜３８−ｍ、増
幅器３７−１〜３７−ｍ等はｍ個で構成され、切
換スイツチ群３６により第８図のように順次駆動
する振動子群をずらしながら超音波を送受波す
る。断層用にリニア走査する場合には遅延回路３
４−１〜３４−ｍ，３８−１〜３８−ｍは遅延時
間は零に設定する。ドツプラ用ビームとしてある
角度で走査するときのみ遅延制御される。ドツプ
ラ用偏向制御回路４１は点Ａ、Ｂに相当する振動
子のグループを選択するとともに走査角をコント
ロールする。ドツプラ信号処理回路は２つのドツ
プラ用超音波ビームに対して同時にドツプラ信号
を得られるよう２チヤンネルから構成されてい
る。演算処理回路４２は(4)式を演算するもので、
その出力をペン書レコーダなどの記録器４３に出
力するものである。
走査用プローブ３１は多数個の配列振動子２７−
１，２７−２〜２７−ｎから構成される。リニア
走査は超音波ビームの指向性を良くするためと、
細いピツチで走査するために第８図のように数個
づつグループ（図では６個の振動子が−グルー
プ）にして同時駆動し、その後順次、１振動子だ
けずらしながら駆動することが普通である。この
ようなリニア走査において、ある選択されたグル
ープの振動子についてセクタ電子走査と同様の遅
延制御を加えれば第７図中ののように任意の方
向にビームを向けることができる。第９図は上に
説明したリニア電子走査形超音波診断装置を用い
た入射角に影響されない絶対流速を求めるための
本発明一実施例の構成図である。セクタ電子走査
を用いた場合と基本構成は同じであるが、リニア
走査のため、振動子数はｎに対して同時駆動する
個数はｍで、パルサ３５−１〜３５−ｍ、遅延回
路３４−１〜３４−ｍ，３８−１〜３８−ｍ、増
幅器３７−１〜３７−ｍ等はｍ個で構成され、切
換スイツチ群３６により第８図のように順次駆動
する振動子群をずらしながら超音波を送受波す
る。断層用にリニア走査する場合には遅延回路３
４−１〜３４−ｍ，３８−１〜３８−ｍは遅延時
間は零に設定する。ドツプラ用ビームとしてある
角度で走査するときのみ遅延制御される。ドツプ
ラ用偏向制御回路４１は点Ａ、Ｂに相当する振動
子のグループを選択するとともに走査角をコント
ロールする。ドツプラ信号処理回路は２つのドツ
プラ用超音波ビームに対して同時にドツプラ信号
を得られるよう２チヤンネルから構成されてい
る。演算処理回路４２は(4)式を演算するもので、
その出力をペン書レコーダなどの記録器４３に出
力するものである。
第１図は超音波ドツプラ装置の超音波ビームと
血流方向との関係を示す図、第２図は血流方向に
対する超音波ビームの入射角の影響を除く方法の
説明図、第３図はセクタ電子走査形超音波診断装
置に適用した場合の本発明一実施例の構成図、第
４図はセクタ走査とドツプラ用超音波ビームとの
関係を示す図、第５図はドツプラ信号処理回路の
構成図、第６図は第３図の構成のタイムチヤー
ト、第７図はリニア電子走査形超音波診断装置を
用いた場合の説明図、第８図はリニア電子走査方
法を示す図、第９図はリニア電子走査形超音波診
断装置に適用した場合の本発明一実施例の構成
図、である。 ７−１〜７−ｎ，２７−１〜２７−ｎ……超音
波振動子、８……超音波偏向制御回路、１０−１
〜１０−ｎ，３５−１〜３５−ｍ……パルサ、１
３，３９……加算合成回路、１８……表示器、１
９……ドツプラ信号処理回路、２０……ドツプラ
制御回路、２７……cosθ演算回路。
血流方向との関係を示す図、第２図は血流方向に
対する超音波ビームの入射角の影響を除く方法の
説明図、第３図はセクタ電子走査形超音波診断装
置に適用した場合の本発明一実施例の構成図、第
４図はセクタ走査とドツプラ用超音波ビームとの
関係を示す図、第５図はドツプラ信号処理回路の
構成図、第６図は第３図の構成のタイムチヤー
ト、第７図はリニア電子走査形超音波診断装置を
用いた場合の説明図、第８図はリニア電子走査方
法を示す図、第９図はリニア電子走査形超音波診
断装置に適用した場合の本発明一実施例の構成
図、である。 ７−１〜７−ｎ，２７−１〜２７−ｎ……超音
波振動子、８……超音波偏向制御回路、１０−１
〜１０−ｎ，３５−１〜３５−ｍ……パルサ、１
３，３９……加算合成回路、１８……表示器、１
９……ドツプラ信号処理回路、２０……ドツプラ
制御回路、２７……cosθ演算回路。
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 １ 複数個の配列された超音波振動子と、これら
の振動子を駆動して超音波信号を送波するパルサ
と、前記超音波振動子を介して超音波反射信号を
受信する受信回路と、前記超音波信号の送受波方
向を可変にする走査回路とを有するセクタ電子走
査型超音波診断装置において、 第１のモードでは前記受信回路の出力を検波し
て超音波反射情報を得る非ドプラ検出回路と、 第２のモードでは前記受信回路の出力から少な
くとも２方向の超音波ドプラ情報を得るドプラ検
出回路と、 前記第２のモードにおいて前記走査回路の走査
信号に基づいて前記２方向の角度情報を検出する
角度情報検出手段と、 前記第２のモードにおいて前記２方向で血流情
報を得るべく着目している超音波振動子からのそ
れぞれの深さ情報を検出する深さ情報検出手段
と、 前記超音波ドプラ情報の少なくとも一方と前記
角度情報及び深さ情報とを用いて着目している血
流に対する血流情報を求める演算手段とを備えた
ことを特徴とする超音波診断装置。 ２ 複数個の配列された超音波振動子と、これら
の振動子を駆動して超音波信号を送波するパルサ
と、前記超音波振動子を介して超音波反射信号を
受信する受信回路と、前記超音波信号の送受波方
向を可変にする走査回路とを有するリニア電子走
査型超音波診断装置において、 第１のモードでは前記受信回路の出力を検波し
て超音波反射情報を得る非ドプラ検出回路と、 第２のモードでは前記受信回路の出力から互い
に交叉する少なくとも２方向の超音波ドプラ情報
を得るドプラ検出回路と、 前記第２のモードにおいて前記走査回路の走査
信号に基づいて前記２方向の角度情報を検出する
角度情報検出手段と、 前記超音波ドプラ情報と前記角度情報とを用い
て着目している血流に対する血流情報を求める演
算手段とを備えたことを特徴とする超音波診断装
置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP10816779A JPS5634329A (en) | 1979-08-27 | 1979-08-27 | Ultrasonic diagnosing device |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP10816779A JPS5634329A (en) | 1979-08-27 | 1979-08-27 | Ultrasonic diagnosing device |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS5634329A JPS5634329A (en) | 1981-04-06 |
| JPS6253182B2 true JPS6253182B2 (ja) | 1987-11-09 |
Family
ID=14477670
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP10816779A Granted JPS5634329A (en) | 1979-08-27 | 1979-08-27 | Ultrasonic diagnosing device |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS5634329A (ja) |
Families Citing this family (11)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4466931A (en) * | 1982-08-05 | 1984-08-21 | Gelman Sciences Inc. | Method for manufacturing microporous membrane |
| JPS60137353A (ja) * | 1983-12-27 | 1985-07-20 | 株式会社東芝 | 超音波診断装置 |
| JPS6244226A (ja) * | 1985-08-21 | 1987-02-26 | アロカ株式会社 | 超音波ドプラ装置 |
| US5126189A (en) * | 1987-04-21 | 1992-06-30 | Gelman Sciences, Inc. | Hydrophobic microporous membrane |
| JP2633561B2 (ja) * | 1987-05-07 | 1997-07-23 | 株式会社東芝 | 超音波血流イメージング装置 |
| JPH08110B2 (ja) * | 1989-01-24 | 1996-01-10 | アロカ株式会社 | 超音波ドプラ診断装置 |
| JPH0347241A (ja) * | 1989-07-14 | 1991-02-28 | Aloka Co Ltd | 超音波ドプラ診断装置 |
| JPH04187144A (ja) * | 1990-11-21 | 1992-07-03 | Aloka Co Ltd | 超音波ドプラ診断装置 |
| US7713449B2 (en) | 2003-03-06 | 2010-05-11 | Toray Industries, Inc. | Polymer electrolytic material, polymer electrolytic part, membrane electrode assembly, and polymer electrolyte fuel cell |
| WO2005001969A1 (ja) | 2003-06-25 | 2005-01-06 | Toray Industries, Inc. | 高分子電解質ならびにそれを用いた高分子電解質膜、膜電極複合体および高分子電解質型燃料電池 |
| JP6744769B2 (ja) * | 2016-06-22 | 2020-08-19 | 上田日本無線株式会社 | 超音波診断装置および生体内部の超音波画像を取得する方法 |
Citations (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS5048958A (ja) * | 1973-05-15 | 1975-05-01 | ||
| JPS5051373A (ja) * | 1973-08-16 | 1975-05-08 | ||
| JPS5421086A (en) * | 1977-07-18 | 1979-02-16 | Shiyouzou Yoshimura | Device for measuring blood stream via ultrasonic wave |
-
1979
- 1979-08-27 JP JP10816779A patent/JPS5634329A/ja active Granted
Patent Citations (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS5048958A (ja) * | 1973-05-15 | 1975-05-01 | ||
| JPS5051373A (ja) * | 1973-08-16 | 1975-05-08 | ||
| JPS5421086A (en) * | 1977-07-18 | 1979-02-16 | Shiyouzou Yoshimura | Device for measuring blood stream via ultrasonic wave |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS5634329A (en) | 1981-04-06 |
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