JPS626810B2 - - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】 本発明は血液の流速を測定するための方法およ
び超音波装置に関し、更に詳しく言えば、エコー
信号の直角復調を行う装置における２方向流速測
定に関する。

血液流の流速を検出するには、移動する赤血球
からの反射によつて超音波に付与されたドプラ周
波数偏位を測定すればよい。ところで診断目的の
ためにドプラ法を使用する医師達は、流速を測定
することばかりでなく、血液流が超音波変換器に
対して近づきつつあるのかそれとも遠ざかりつつ
あるのかを判定することにも興味を抱いている。
特に、ある種の症例においては人体の循環系の所
定断面を通して順方向および逆方向の血液流が同
時に起り得ることが証明されて以来、２方向の血
液流速測定の必要性は広く認められるに至つた。

従来装置においてこの様な方向指示式の血液流
速測定を達成するためには、２つの直角位相チヤ
ネルにおいてエコーを同期検波し、それによつて
ドプラ偏位を受けた周波数の実数ベクトルおよび
複素数ベクトルを求めることが行われてきた。２
つのチヤネルから得られたエコー信号は、方向指
示式の血液流波形表示を可能にする様々な方法に
よつて処理されてきた。たとえば、時間領域にお
ける信号解析が方向分析技術の一つとして使用さ
れた。かかる技術を用いれば、処理されたエコー
信号のいずれが時間的に進んでいるかによつて血
流の方向が決定されるから、次いでこの特定の信
号をスイツチングにより導入して分析および表示
を行えばよい。しかしながら、このような方法は
スイツチングによるアーチフアクト（artifact）
の影響を受け易い。

位相領域における信号解析もまた、順方向およ
び逆方向の血流成分を相互に分離する方法の一つ
として提唱された。この方法は、各直角チヤネル
中の信号を90゜移相し、そして直交する項同士を
適宜に加算することにより順方向および逆方向の
流速成分を数学的に分離するというものである。
実際には、所要の理想的な90゜の移相からの偏差
が存在するため、順方向および逆方向チヤネルの
間に混信（クロストーク）の生じることが多い。

とは言え、現時点において入手可能な大部分の
ドプラ装置は直角チヤネルを使用していない。か
かる装置では、ゼロ交叉技術の使用により、血液
流速およびその方向が表示に適した正または負の
比例アナログ信号に変換される。かかる技術によ
れば、超音波ビームによつて照射された血液の試
験容積内における平均流速に比例した電圧が得ら
れる。用途によつてはこれだけで十分なこともあ
るが、試験容積内に存在する流速のスペクトル分
布を視覚化することが望ましい場合も多い。

さて、超音波エコーの直角復調および複素フー
リエ変換処理装置を用いたスペクトル解析によれ
ば、血液や類似液体について方向指示式の流速測
定を行うための装置並びに方法が実現される。か
かる装置は少なくとも１個の変換器素子を有し、
それを励振することによつて発生された所定の放
射周波数の超音波パルスが被検物内の選ばれた試
験容積を照射する。受信器は同相チヤネルおよび
直角チヤネルを有していて、放射周波数に等しい
周波数を持つた互いに直角位相関係の基準信号を
用いてエコー信号が復調され、次いでかかる復調
信号を処理することによつて集束同相信号（Ｉ信
号）および集束直角信号（Ｑ信号）が得られる。
各回のパルス送信に続いて試験容積から後方散乱
されたエコーの受信時に相当する時刻に距離ゲー
トが集束同相信号および集束直角信号から１対の
アナログ標本を抽出し、次いでフーリエ変換の複
素演算手段を具体化したドプラ処理装置が一連の
アナログ標本から放射周波数に対するエコーの周
波数偏位の分布の大きさおよび符号を計算する。
こうして得られた結果は試験容積内における２方
向の流速の分布に対応するものである。なお、か
かるドプラ処理装置は実時間で動作するデイジタ
ル形高速フーリエ変換処理装置であることが好ま
しい。

本明細書中に記載される特定の実施例はＢ走査
作像及びドプラ方位決定方式の動作およびそれに
続くドプラ方式の動作を行う複合超音波作像装置
であつて、実際にはドプラ方式を組込んだ電子的
にビームを方向決めする単一扇形走査装置であ
る。かかる装置はＢ走査方式およびドプラ方式の
両動作にとつて共用の変換器列を備えている。集
束同相信号および集束直角信号を組合せて得られ
る合成信号がＢ走査表示器に送られる。こうして
得られた画像上においてドプラ検査用の試験容積
が決定され、次いでその試験容積と交わる走査線
に沿つて狭帯域の超音波パルスが送信される。受
信されたエコー信号は像形成の場合と同様にして
コヒレント復調および動的集束を受ける。ドプラ
装置は、集束同相信号および集束直角信号からア
ナログ標本を抽出した後、ブロツク（block）変
換様式に従つて互いに重なり合わない（排他的
な）一連のアナログ標本のスペクトル解析を行う
か、あるいはスライド（sliding）変換様式に従
つて互いに重なり合つた一連のアナログ標本のス
ペクトル解析を行う。高速フーリエ変換
（FFT）処理装置によれば、半数が変換器列に近
づく方向に関しかつ残りの半数が変換器列から遠
ざかる方向に関するような周波数偏位および流速
の分布が求められる。ドプラ表示器は２方向の流
速の分布およびそれに対して多重化された心電図
（ECG）信号を時間軸に対して描記する。また、
オシロスコープを設ければ、流速の変化を実時間
で観測することもできる。

以下、添付の図面を参照しながら本発明を一層
詳しく説明しよう。

第１図の複合超音波作像装置はＢ走査方式およ
びドプラ方式の両動作を行うものである。後者の
場合には、フーリエ変換処理装置を用いて小さな
試験容積内における流速の分布を計算することに
より、血液流中の特定部位から２方向の流速情報
が実時間で求められる。ドプラ処理装置は作像装
置の中に組込まれていて、後者により医師は視覚
的な方位決定が可能となる。すなわち、それによ
つて得られる画像を指針として利用すれば、医師
は装置の視野内におけるほとんど任意の点につい
てドプラ検査を行うことが可能となる。像形成お
よびドプラ検査にとつて共用の変換器列が設けら
れが、かかる構成を採用した理由は方位決定時に
高い精度が得られること並びに装置の構造が簡単
になることである。本発明の観点から見て重要な
もう一つの特徴は、像形成のために必要なエコー
信号処理に際しての直角復調がドプラ方式を実現
するための機能をも果すということである。エコ
ー信号のコヒレント復調に続いて復調信号に遅延
時間を与えてからコヒレント加算を行うような超
音波作像装置は、昭和54年特許願第063327号（特
開昭55−196号公報）明細書中に記載されてい
る。本発明の複合装置におけるエコー信号処理チ
ヤネルは上記特許におけるものと同じであればよ
いが、本発明の理解にとつて必要な程度に説明す
ることとする。なお、話を進めるに先立ち、ビー
ム方向付け形またはフエーズドアレイ形作像装置
におけるビーム形成およびエコー信号処理の原理
を考察しておこう。

第１図に示された共用の直線状変換器列１１は
多数の圧電変換器素子１２から構成されていて、
これらは直線的な時間間隔をおいて順次励振パル
ス１３により駆動される。その結果、超音波ビー
ム１４が発生され、しかもかかるビームは所定の
方位角を成す方向に送信される。変換器列の縦軸
に対する法線と角θを成す方向を向くようにビー
ムを電子的に方向決めするためには、変換器列の
一端から他端へ向つて移動するに従い、各信号に
与えられる遅延時間を順次増分的に増加させれば
よい。それにより、平面波条件（フラウンホーフ
ア条件）下で伝搬路内に存在する遅延時間の差が
正確に補償される。更に、相次ぐ励振パルス間の
遅延時間を徐々に変化させれば、法線の一方の側
における角が増分的に変化する。法線の他方の側
に向かう超音波ビームを発生させるには、励振パ
ルス１３の順序を逆転させることにより、最初に
右側の変換器が駆動され、そして最後に左側の変
換器が駆動されるようにすればよい。送信用とし
て使用されるのは変換器列の中央部分のみである
が、受信用としては変換器列の全体が使用され
る。点線１５によつて表わされる全扇形走査角は
約60〜90゜である。放射ビームの方向にある目標
物から反射されたエコーがそれぞれの変換器素子
に到着する時刻は相異なるから、一定の目標点か
らの全ての信号が全ての変換器素子によつて同時
に加算されるように受信エコー信号に相異なる遅
延時間を与えることが必要である。個々のエコー
信号の遅延時間は伝搬路内における遅延時間の差
を補償するため送信時に加えられたものと同じで
あつて、それらはビーム方向決め遅延時間または
単に方向決め遅延と呼ばれる。全ての受信チヤネ
ルはまた、焦点から個々の変換器素子の位置に到
る遅延時間の差を補償するため、受信エコー信号
の電子的な動的集束をも行う。すなわち、受信時
の焦点を動的に変化させることにより、エコー受
信期間中に受信すべきエコーの発生源までの距離
を多段近似法によつて追跡することができるので
ある。この扇形走査装置は微細および粗集束が可
能であつて、微細集束は動的な位相調整に基づく
コヒレント復調によつて達成される一方、粗集束
はビーム方向決めの際にチヤネル間における信号
の電子的な遅延時間の差によつて達成される。ビ
ーム方向決めおよび集束用の遅延時間は電子的に
可変の遅延線によつて与えられる。全ての受信素
子からの成分のコヒレント加算を行うため、同相
信号（Ｉ信号）および直角信号（Ｑ信号）処理チ
ヤネルからの遅延エコー信号は加算増幅器に送ら
れ、次いでその出力側においてＩ信号およびＱ信
号が集束される。かかる集束信号を更に処理すれ
ばＢ走査方式の表示データが得られることにな
る。

第１図の複合作像装置は、方向指示式の実時間
血液流速測定用のドプラ方式を組込んだビーム方
向付け形の実時間単一扇形走査装置である。かか
る複合作像装置は２つの動作方式すなわち(a)Ｂ走
査作像及びドプラ方位決定方式および(b)ドプラ処
理表示方式を有している。後者の方式は常に前者
に続いて行われるもので、両者が同時に行われる
ことは決してない。共用の直線状変換器列１１の
素子間隔は送信時よりも受信時の方が大きくなつ
ており、それによつて比較的高価な受信チヤネル
の数を最小にしながらサイドローブに基づくアー
チフアクトの少ない大口径装置が実現されてい
る。送信用の変換器列は受信用の変換器列の中央
部に位置していて（中央部の変換器素子を送信用
および受信用として兼用することもできる）、送
信素子にはパルス発生器１６が接続されている。
パルス発生器１６は、Ｂ走査方式の動作に際し単
一インパルスを発生して広帯域の超音波パルスを
生み出し、またドプラ方式の動作に際し所要の放
射周波数に等しい周波数も持つた多重インパルス
を発生して狭帯域の超音波パルスを生み出す。多
重インパルス励振の繰返し周波数は可変であつ
て、使用者入力手段を備えた制御器１７により
高、中および低の３段階にわたつて設定すること
ができる。このような相反する帯域幅条件を満足
させることについての詳しい説明は、特願昭54−
106152号（特開昭55−54945号）に記載されてい
る。

Ｂ走査方式の各送信期間に際しては、パルス発
生器１６が各々の送信素子に対し１つずつ一連の
励振インパルス１３を発生する。相次ぐインパル
ス間の遅延時間は送信期間ごとに増分される結
果、人体１８の検査すべき領域を覆う多数の走査
線に沿つて広帯域の超音波パルスが送信されるこ
とになる。それと交互に設けられた受信期間に際
しては、各種の人体構造物から反射したエネルギ
ーによつて生起されかつ共用変換器列１１中の受
信素子１２によつて検出された受信エコー信号が
個別的に増幅されてからエコー信号処理チヤネル
に送られる。基本帯域信号処理の使用により、所
要の遅延精度を大幅に低下させる代りに達成の容
易な位相集束精度を高めて良好な横方向分解能を
得ることを特徴とするエコー信号処理チヤネル
は、その主たる構成要素として、各チヤネル用の
受信器１９、平衡復調器および低域フイルタ２
０、遅延機構２１並びに１対の加算器２２を含ん
でいる。

次に第２図を見ると、単一の受信素子１２によ
つて発生されたエコー信号を処理するためのＩお
よびＱチヤネルが一層詳細に示されている。エコ
ー信号は前置増幅器２３を通つてＩチヤネルの復
調器２４に至り、そこにおいて発生器２５からの
復調用基準信号と混合される。かかる復調用基準
信号は変換器素子の共振周波数すなわち超音波放
射周波数に等しい基本周波数を有し、また検査す
べき目標点までの伝搬路の差によつて決定される
位相を有する。復調後の信号は、低域フイルタ２
６を通して包絡線を再生した後、遅延線２７に送
られる。遅延線２７は、ビーム方向決め遅延時間
を与えるように、また伝搬路の差が十分に大きい
場合にはそれに比例した粗集速束遅延時間を与え
るように予め設定されている。こうして得られた
遅延復調信号は加算増幅器２２―１に送られ、そ
こでその他全部のＩチヤネル遅延復調信号と共に
コヒレント加算を受けて集束同相信号ΣＩを生じ
る。各Ｑチヤネル中において使用される復調信号
は、それぞれのＩチヤネルの復調用信号に対して
直角位相の関係となるように設定されている。す
なわち、エコー信号は並列して復調器２８に送ら
れ、そこにおいて放射周波数に等しい周波数およ
び直角位相を有する発生器２９からの復調用基準
信号と混合される。かかる基準信号はまたエコー
信号に対して位相の遅れを示すが、その大きさは
Ｉチヤネル中のエコー信号および復調用基準信号
に関連して存在する位相のずれに等しい。復調後
の直角信号は、同様に低域フイルタ３０を通して
包絡線を再生した後、遅延線３１中でビーム方向
決め遅延時間および粗集束遅延時間を与えられ
る。こうして得られた遅延復調信号は加算増幅器
２２―２に送られ、そこで他のＱチヤネルからの
遅延復調信号と共にコヒレント加算を受けて集束
直角信号ΣＱを生じる。

実際には、エコー受信期間の進行中に３つの受
信器パラメータが変動するが、それらは素子間の
遅延時間、平衡復調器の基準信号および受信口径
の大きさである。距離が短かくなるに従つて外側
の受信チヤネル（第１図）は次第に休止状態とな
る。その結果、受信口径は段階的に縮小し、それ
によつて皮膚の近くにおける横方向分解能が向上
する。Ｂ走査方式の動作に際しては、加算集束さ
れたＩ信号およびＱ信号が回路３２において更に
処理される。すなわち、これらの信号を二乗し、
二乗された信号同士を加算し、次いで和の平方根
を取ることによつて合成信号が求められる。かか
る合成信号は映像信号であつて、画質改善のため
の後処理を受けてからＺ制御用または電子ビーム
強度制御用として陰極線管３３に送られる。扇形
の画像３４は送信ビームの方向の増分的な変化に
伴つて移動する半径方向の走査線によつて構成さ
れるもので、人体の平面断層像を実時間で表示す
る二次元的映像である。ドプラ方位決定方式と
は、医師がＢ走査像３４を視覚的に観察しなが
ら、血液流速を測定したいと思う心臓やそれに隣
接した大きい動脈血管内の比較的小さい試験容積
を決定することである。かかるドプラ検査区域は
画像上の適当な標識によつて表示されるのであつ
て、そのためにはたとえば試験容積を通るビーム
方向を照明する手段および照明された距離カーソ
ルが使用される。第１図中では、法線に対して角
θを成す走査線３６に沿つて位置しかつ距離Ｒを
有する試験容積３５を検査するものと仮定されて
いる。

ドプラ方式の動作に際しては、試験容積と交わ
る特定の走査線のみに沿つて狭帯域の超音波パル
スが送信されるように制御器１７が使用者によつ
て設定され、また距離ゲートの使用により所望の
深度からのエコーが抽出されて特定の位置におけ
る流速パターンが探知される。所要の放射周波数
に等しい周波数で送信素子を繰返してインパルス
励振すれば、変換器の応答帯域幅は狭くなる。各
素子の多重インパルス励振の開始時刻を適当に設
定すれば（遅延時間の増加量は単一インパルス励
振の場合と同じである）、送信される超音波ビー
ムは特定の方向を向くように操作され、また空間
内の特定の点に集束させることができる。ドプラ
方式における変換器励振のもう一つの特徴は多重
インパルス励振の繰返し間隔が可変なことであつ
て、それにより移動速度の遅い赤血球および早い
赤血球の両者からの後方散乱エコーを様々な距離
において適切に探知することが可能となる。記載
の装置の場合には、パルス繰返し周波数を
4KHz、8KHzおよび16KHzの３段階に設定する
ことができる。近い距離に位置する試験容積内に
高い血液流速が存在する場合には、16KHzのパ
ルス繰返し周波数を用いて探知が行われる。ただ
し、流速分解能は比較的悪い。距離が遠くて血液
流速が小さい場合には、4KHzのパルス繰返し周
波数を使用すれば優れた流速分解能が達成され
る。更に使用者に選択の余地を与えるため、中間
に8KHzのパルス繰返し周波数が設けられてい
る。なお、ドプラ方式の場合に選ばれるパルス繰
返し周波数は像形成の場合よりも顕著に大きく、
そして送信器はいずれの動作方式の場合にも適切
な励振間隔を与え得るものである。

第３図は試験容積３５および血液流中の赤血球
３７の拡大図である。超音波の波長に比べて非常
に小さい（直径約８ミクロンの）赤血球３７は、
走査線３６に沿つた入射エネルギーの方向に対し
て角θを成す矢印３８の方向に一定の平均流速で
移動している。かかる赤血球から後方散乱された
エコーは、入射超音波の周波数および血液流速に
比例した周波数偏位を受ける。すなわち、試験容
積を通つて変換器列に近づくように移動する赤血
球は反射超音波の波長を縮小して周波数を増大さ
せる一方、変換器列から遠ざかるように移動する
赤血球は反射超音波の波長を拡大して周波数を減
少させる。装置が測定するのは、矢印３８の方向
の平均流速のうち、走査線３６によつて定義され
た送信超音波ビームの方向の成分のみである。そ
の場合、ドプラ周波数偏位および血液流速の関係
は次式によつて表わされる。

Δｆ＝２ｆ_０ｖｃｏｓθ／ｃ ただし、Δｆ＝周波数偏位、f₀＝超音波の放射
周波数、ｖ＝血液の平均流速、かつｃ＝組織中の
音速（1450m/秒）。心臓走査時における超音波の
放射周波数は２〜5MHz程度である。人間におけ
る血液流速の範囲は公知であり、またドプラ周波
数偏位は約0.2〜8KHzの可聴範囲内にある。試験
容積３５内の赤血球母集団は絶えず変わつている
から、速度を正確に計算するためには周波数偏位
されたエコー信号の多数の標本を求めることが必
要である。試験容積を通つて移動する赤血球によ
つて後方散乱された超音波エネルギはドプラ周波
数のスペクトルを含むが、これらは試験容積内に
存在する流速の分布に対応している。かかる分布
の構成成分を平均すれば平均流速を求めることが
できる。もう一つの因子として第４図に示される
ごとくに血液流が乱流状態にあることが考えられ
るが、その場合の流速は様々な方向を向くことに
なる。このような場合にも、２方向の流速の分布
がわかれば乱流状態の血流の検出精度が向上する
ことになる。試験容積３５の寸法は比較的小さく
（たとえば直径２mm）選ばれるが、そのようにす
れば特定の点における一層正確な表示が得られる
からである。本発明の複合装置では、ドプラ方式
の場合、各回の流速測定に際して周波数偏位され
たエコー信号の多数の標本が得られる。すなわ
ち、多数回のパルス送信が行われる一方、その
各々の場合についてエコー信号が集束され、そし
て標本がドプラ処理装置に送られるのである。

方向指示式の血液流速測定は、上記のごとく受
信エコー信号の同期復調によつて直角位相関係に
ある２つの成分を求め、次いでそれらを複素フー
リエ変換処理装置によつて処理することに基づい
ている。ドプラ処理装置を適当に選べば、血液や
類似液体についての方向指示式流速測定が実時間
で達成される。ドプラ方式の動作に際しては、Ｂ
走査方式の場合と全く同様に、直角位相関係にあ
る２つの受信チヤネルを通してエコー信号が処理
され、次いで電子的に方向決めされ且つ動的に集
束される。しかしながら、加算集束後のＩおよび
Ｑ信号は合成信号を作ることなしにドプラ処理装
置へ直接に送られる。これらのＩおよびＱ信号は
各回の変換器励振期間から所定の時間後に標本抽
出を受けるが、かかる所定の時間とは超音波が距
離Ｒから変換器まで戻つてくるのに要する時間に
相当する。すなわち、試験容積から後方散乱され
たエコーの受信時に該当する時刻において距離ゲ
ート４０が制御器１７により比較的短かい時間だ
け開かれ、それにより１対のアナログ標本が並行
して抽出される。ドプラ処理装置４１はフーリエ
変換の複素演算手段を具体化するもので、一連の
かかるアナログ標本から放射周波数に対するエコ
ーの周波数偏位の大きさおよび符号従つてそれら
に対応した流速および方向を求めるのに役立つ。
ドプラ処理装置はデイジタル形の実時間高速フー
リエ変換（FFT）処理装置であることが好まし
い。全スペクトル解析は、試験容積内における赤
血球流速の分布に対応したドプラ偏位された周波
数成分についてのパワスペクトル全体を使用する
強力な方法である。かかるパワスペクトルは超音
波ビームを介して入手し得る血液流に関する情報
の全てを含んでいる。数学的に正しい方法で出力
のスペクトル成分を平均すれば、平均周波数の正
確な推定値を得ることができる。組織中の音速お
よび超音波パルスの放射周波数がわかれば、平均
流速の推定にとつて必要な追加のパラメータを得
ることもできる。とは言え、周波数偏位の分布を
計算して２方向の速度の分布を表示することが最
も良い。

本発明の複合作像装置は、ドプラ方式に基づく
流速情報用として２種の表示器を有している。先
ず、ドプラ周波数偏位の分布がオシロスコープ４
２上に表示されているから、使用者はその変化を
実時間で観察することができる。他方、帯記録紙
を用いた記録計４３により、流速分布の経時変化
のハードコピーが作成される。かかる記録計は最
初に選定された速度で情報を描記するが、表示所
要時間の大部分はドプラ方式による情報のための
消費されるのであつて、多重化心電図（ECG）
信号の表示に使用される部分は僅かである。な
お、後者は心臓脈搏サイクル中に起こる現象に対
して時間基準を与えるものである。

第５図は適当なドプラ装置のブロツク図であ
る。この装置は、16個ずつの集束Ｉ信号および集
束Ｑ信号からドプラ周波数スペクトルを抽出し、
パワスペクトルを計算し、そして16個のドプラ周
波数に関するアナログ信号を発生するものであ
る。それらの周波数の半分は正のドプラ偏位（順
方向の血液流）に対応し、また残りの半分は負の
ドプラ偏位（逆方向の血液流）に対応する。かか
る処理装置は、4KHz、8KHzおよび16KHzのパ
ルス繰返し周波数により実時間で動作する。特に
パルス繰返し周波数が高い場合には処理時間に余
裕がありさえすれば、この処理装置は結果の報告
に先立つて幾つかのスペクトルを積分する。かか
る処理装置はまた、データ標本の処理に際し、ブ
ロツク（block）変換様式またはスライド
（sliding）変換様式に従つて動作させることがで
きる。

ゲート回路またはサンプリング回路４４は距離
ゲート４０に相当するもので、使用者が選定した
目標距離に対応する時刻において遅延装置から集
束ＩおよびＱ信号（ΣＩおよびΣＱ）の標本を抽
出する。既に説明した通り、かかるサンプリング
の瞬間においては、口径の大きさ、復調用基準信
号の位相および遅延時間は距離Ｒへの集束にとつ
て必要な値に自動的に設定される。これらのパラ
メータは、各パルス送信周期中には変化するが、
相次ぐパルス送信周期の内の選ばれたサンプリン
グの瞬間においては常に等しくなる。第６ａおよ
び第６ｂ図には典型的な集束ＩおよびＱ信号が示
されている。超音波パルスの持続時間に比べてサ
ンプリング時間は非常に短かい（たとえば0.1マ
イクロ秒）ので、血液流中の特定の位置に最大感
度を持つた流速測定が実現される。距離ゲート・
トリガパルス（第５図）が発生すると、ゲート回
路４４は１対のアナログ標本をアナログ―デイジ
タル変換器４５へ送り、そして１対のデイジタル
化標本が記憶装置４６内に蓄積される。ドプラ処
理装置４７は16点の実時間高速フーリエ変換
（FFT）を行うデイジタル形の手段である。変換
点の数は所望の最小スペクトル分解能および距離
弁別と流速弁別とのトレードオフ（相反する条件
に対する妥協点）によつて決定される。FFT処
理装置４７は、エヌ・アール・パウエルおよびジ
エー・エム・アーウイン（N.R.Powell＆J.M.
Irwin）の米国特許第4020334号明細書中に記載の
ごとく、８個のCEチツプを用いて構成されてい
る。これらのCEチツプは基数４のアルゴリズム
に基づく16点デイジタルFFT用の複素演算手段
を与える。かかるデイジタルFFT演算によれば
16個の周波数ビン（bin）から成る順序付けられ
た出力周波数スペクトルが得られるが、その半数
は正のドプラ偏位に対応し、また残りの半数は負
のドプラ偏位に対応する。16の相次ぐエコー信号
から抽出された16ずつのＩおよびＱ信号標本が記
憶装置４６内に蓄積されれば、出力周波数スペク
トルを計算することができる。それらの標本にフ
ーリエ変換を施せば、16の実部係数および16の虚
部係数が得られる。かかる係数を二乗し、次いで
１：１の比率で加算すれば、パワースペクトルが
求められる。赤血球の移動はＩ―Ｑ位相ベクトル
を単位円内において回転させる。その場合、回転
速度は流速を表わし、また回転方向はその方向を
表わす。離散型フーリエ変換（DFT）の特性と
して、反対方向の流速は相異なる流速ビンに対応
した複素出力数を与える。従つて、このような複
素フーリエ変換演算によれば、順方向および逆方
向の血液流に関するドプラ周波数スペクトルを分
離することが可能となるのである。

FFT処理装置４７の出力は、周波数偏位を表
わす16のＩ信号および16のＱ信号である。次に、
Ｂ走査方式の場合と同様にして、回路４８が16の
表示用合成信号を算出する。すなわち、Ｉおよび
Ｑ信号が二乗され、得られた値が加算され、次い
でかかる和の平方根が求められる。こうして得ら
れた16の合成信号の半数は順方向の血液流に対応
し、また残りの半数は逆方向の血液流に対応して
いる。かかる合成信号は正規化及び累算装置４９
に送られ、次いでブロツク変換様式またはスライ
ド変換様式によつて表示器へ送られる。前者の様
式によれば、互いに重なり合わない（排他的な）
一連のアナログ標本の対（すなわちパルス―エコ
ーサイクル１―１６，１７―３３など）が解析さ
れる。しかるに、後者の様式によれば、互いに重
なり合つた一連のアナログ標本の対（すなわちパ
ルス―エコーサイクル１―１６，４―２０，８―
２４など）が解析される。こうして得られた映像
出力データはマルチプレクサ５０においてECG
信号と多重化され、次いでデイジタル―アナログ
変換器５１を通つて表示器へ送られる。

第５図中には、ドプラ装置用の制御装置５２お
よび５３が図示されており、また制御器１７から
の入力指令が略示されている。ブロツク５２は
FFT制御装置であつて、それに対する入力指命
は変換スライド数および速度目盛に関するもので
ある。また、ブロツク５３はFFTおよび出力タ
イミング回路である。

各時間座標において、ドプラ処理装置は試験容
積から後方散乱された超音波のパワスペクトルを
報告するが、これは試験容積内における流速の分
布に対応するものである。かかる分布は８ずつの
正値および負値を含んでいるから、試験容積内に
存在する流速成分を平均して平均流速を表示する
ことができる。あるいはまた、分布全体を表示す
ることもできるわけで、乱流状態の場合にはこの
方が好ましい。第７図はたとえば記録計４３（第
１図）により２方向の血液流速を時間に対してプ
ロツトした記録例であつて、各時間座標における
流速の分布が示されている。図中にはまた、心臓
脈搏サイクルによる時間基準を与える多重化
ECG信号も示されている。記録計４３の速度目
盛は装置の使用に際して選定されたパルス繰返し
周波数により調整されている。なお速度の選定に
当つては、選ばれた距離に適合する最大の速度
（従つて最大のパルス繰返し周波数）から開始
し、もし観測結果が1/2サイクルに達しなければ
速度を２のステツプで低下させるようにする。こ
のようにすれば、ドプラ流速の解釈を誤ることが
避けられる。

なお、変換器列および多重チヤネル受信器を設
けることは本発明にとつて不可欠ではない。すな
わち、血液および類似液体について方向指示式の
流速測定を行うための超音波装置は、ただ１個の
変換器素子並びに（第２図に示されたような）Ｉ
およびＱ信号処理チヤネルを備えていさえすれば
よいのである。放射周波数に等しい周波数を持つ
た互いに直角位相関係の基準信号を用いて同期復
調を行うことはエコー信号処理上の不可欠な要素
であるが、前述のごとき位相集束は不可欠なもの
ではない。同様に、かかるドプラ装置は独立した
装置として構成することも可能であつて、Ｂ走査
方式による像形成能力を持つた複合超音波装置の
一部を成す必要はない。いずれの場合にせよ、こ
の超音波技術は方向指示式の血液流速測定を行う
ために何ら人体に対し挿入や手術を行う必要のな
い方法を提供する。

以上、若干の好適な実施例に関連して本発明を
詳しく説明したが、本発明の精神および範囲から
逸脱することなく形態や細部に様々の変更を施し
得ることは当業者にとつて自明であろう。

【図面の簡単な説明】

第１図はドプラ方式による方向指示式の血液流
速測定能力を備えた複合超音波作像装置の簡略ブ
ロツク図、第２図は同相信号（Ｉ信号）および直
角信号（Ｑ信号）処理チヤネルを一層詳細に示す
受信チヤネルのブロツク図、第３図は送信された
音響ビームに対して角θを成す速度ベクトルを示
す血液の試験容積の拡大図、第４図は乱流状態に
ある血液の試験容積の拡大図、第５図はドプラ装
置のブロツク図、第６ａおよび６ｂ図はドプラ装
置への入力を成す集束Ｉ信号およびＱ信号の波形
図、そして第７図はドプラ方式における流速―時
間表示の典型例および随意のECG基準信号を示
す記録である。 図中、１１は変換器列、１２は変換器素子、１
３は励振パルス、１４は超音波ビーム、１６はパ
ルス発生器、１７は制御器、１８は人体、１９は
受信器、２０は平衡復調器および低域フイルタ、
２１は遅延機構、２２は加算器、２３は前置増幅
器、２４および２８は復調器、２５および２９は
復調用基準信号発生器、２６および３０は低域フ
イルタ、２７および３１は遅延線、３３はＢ走査
表示器、３４は断層像、３５は試験容積、３６は
走査線、３７は赤血球、４０は距離ゲート、４１
はドプラ処理装置、４２はオシロスコープ、そし
て４３は記録計を表わす。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １ 所定の放射周波数を持つた超音波パルスを送
   信しかつ受信エコー信号を発生する複数の電気音
   響変換器素子を含んだ変換器列、素子間に一定の
   時間差を与えながら所定の変換器素子を相次いで
   励振することにより特定の放射方向走査線に沿つ
   て伝搬して、前記変換器列に対して近づく方向お
   よび遠ざかる方向の流速測定のために選ばれた被
   検物内の試験容積を照射する狭帯域の超音波パル
   スを発生させる送信器手段、前記放射周波数に等
   しい周波数を持つた互いに直角位相関係の基準信
   号を用いて前記エコー信号のコヒレント復調を行
   いかつこうして得られた復調信号に遅延時間を与
   えてから加算して集束同相信号および集束直角信
   号を発生する多重チヤネル受信器手段、各回のパ
   ルス送信後の前記試験容積から後方散乱されたエ
   コーの受信時に相当する時刻に前記集束同相信号
   および集束直角信号から１対のアナログ標本を並
   行して抽出する距離ゲート、一連の前記対のアナ
   ログ標本から前記放射周波数に対するエコーの周
   波数偏位の大きさおよび符号、従つてそれらに対
   応した流速および方向を繰返し求めるためのデイ
   ジタル形複素フーリエ変換処理装置、並びに２方
   向の瞬時流速成分のスペクトル分布を時間の関数
   として視覚的に表示する表示器手段を有する血液
   および類似液体の流速を測定するためのビーム方
   向付け形超音波装置。 ２ 前記複素フーリエ変換処理装置が超音波パル
   ス繰返し周波数の複数の設定値で実時間で動作す
   る、特許請求の範囲第１項記載の超音波装置。 ３ 半数が前記変換器列に近づく方向に関しかつ
   残りの半数が前記変換器列から遠ざかる方向に関
   するような周波数偏位および流速の分布を求める
   のに役立つ高速フーリエ変換処理装置が前記複素
   フーリエ変換処理装置を構成し、かつ前記表示器
   手段が各時間座標における流速の分布を表示す
   る、特許請求の範囲第１項記載の超音波装置。 ４ 所定の放射周波数を持つた超音波パルスを送
   信しかつ受信エコー信号を発生する複数の圧電素
   子を含んだ共用の変換器列、Ｂ走査方式の動作に
   際し所定の圧電素子を励振することにより様々な
   走査線に沿つて伝搬して検査領域の走査を行う超
   音波パルスを相次いで発生させる手段、前記放射
   周波数に等しい周波数を持つた互いに直角位相関
   係の基準信号を用いて前記エコー信号のコヒレン
   ト復調を行いかつこうして得られた復調信号に遅
   延時間を与えてから加算して集束同相信号および
   集束直角信号を発生する手段、前記集束同相信号
   および集束直角信号から合成信号を求める手段、
   前記合成信号を前記検査領域の可視像として表示
   するＢ走査表示器手段、ドプラ方式の動作に際し
   所定の圧電素子を励振することにより、前記変換
   器列に対して近づく方向および遠ざかる方向の血
   液流速測定のために選ばれた試験容積と交わる特
   定の走査線に沿つて伝搬する超音波パルスを相次
   いで発生させる手段、受信エコー信号のコヒレン
   ト復調を行いかつこうして得られた復調信号の遅
   延時間を与えてから加算して集束同相信号および
   集束直角信号を発生する前記のものと同一の手
   段、各回のパルス送信後の前記試験容積から後方
   散乱されたエコーの受信時に相当する時刻に前記
   集束同相信号および集束直角信号から１対のアナ
   ログ標本を並行して抽出する距離ゲート、一連の
   前記対のアナログ標本から前記放射周波数に対す
   るエコーの周波数偏位の大きさおよび符号、従つ
   て２方向の流速の分布を求めるためのデイジタル
   形複素フーリエ変換処理装置、並びに瞬時流速成
   分のスペクトル分布を時間の関数として視覚的に
   表示するドプラ表示器手段を有する、Ｂ走査及び
   ドプラ方位決定方式の動作およびそれに続くドプ
   ラ方式の動作を行う複合超音波作像装置。 ５ 前記複素フーリエ変換処理装置が実時間で動
   作する16点高速フーリエ変換処理装置である、特
   許請求の範囲第４項記載の複合超音波作像装置。 ６ 各時間座標における流速の分布を表示するオ
   シロスコープ並びに流速の分布およびそれに対し
   て多重化された心電図信号を描記する記録計から
   前記ドプラ表示器手段が成る、特許請求の範囲第
   ４項記載の複合超音波作像装置。