JPS63117739A - 超音波ドプラ診断装置 - 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】 ［産業上の利用分野コ 本発明は超音波ドプラ診断装置、特に生体内運動部の運
動速度分布などの情報とその定量的な情報をＭモード画
像表示する超音波ドプラ診断装置の改良に関する。

［従来技術］ 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、生体内の運動部からの反射エコーの周波数偏移によ
って運動速度を電気的に検出することができ、従来装置
では、血流の速度分布を時間軸上の運動曲線として表示
するＭモード表示が行われ、またドプラ信号を周波数分
析して（ＦＦＴ処理−高速フーリエ変換処理）ドプラ周
波数分布をＭモード表示することが行われている。また
、近年はリアルタイムで２次元ドプラ断層像として表示
するＢモード表示及びＭモード表示が可能となり（特開
昭５８−１８８４３３）　、実用化され普及しつつある
。

［発明が解決しようとする問題点］ しかしながら、この２次元超音波ドプラ診断装置では、
血流等の運動する物体の速度分布を画像表示して各臓器
の運動状態やその機能を把握することはできても、その
運動量や機能の程度などを知るための定量的な情報を含
んだ生体内の正確な画像表示をするには至っておらず、
現状では定量的な画像診断情報を提供することかできな
いという問題がある。

また、定量的な情報を得る場合には、前述のようにＦＦ
Ｔ処理回路等で周波数分析を行っており、このための複
雑な回路装置が別に必要となる。

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、運動状態におけるある運動部位の経時変化を
画像表示し定量的な情報を得ることのできる改良された
超音波ドプラ診断装置を提供することにある。

［発明の構成］ 上記目的を達成するため、本発明は、超音波ビーム軸上
の生体内運動部の信号分布をＭモード表示する２次元超
音波ドプラ診断装置において、前記運動部の信号分布か
ら超音波ビーム軸上の任意部位の信号成分を抽出するゲ
ート回路と、このゲート回路出力を平均化する平均回路
と、から成り、運動部の信号に含まれる各種情報の経時
変化を検出する経時変化演算器を備えたことを特徴とす
る。

本発明は、既に公開（特開昭５８−１８８４３３）され
ている自己相関法によるドプラ信号処理により、正確な
速度や偏差情報を求めることができる２次元超音波ドプ
ラ診断装置に基づいており、従来では得られなかった正
確な情報に基づいて前記演算処理を行うことにより、運
動部位の経時的変化に現われる定量的な情報を正確に画
像表示することができる。

［作用］ 以上の構成によれば、ゲート回路により任意部位のドプ
ラ信号のみが設定される時間だけ抽出され、このドプラ
信号から演算された速度、加速度または偏差等が演算さ
れる。そして、これらの情報信号は平均化され、この平
均値が選択された部位の経時変化として画像表示される
。

［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、実施例の２次元超音波ドプラ診断装置が示
され、実施例では表示対象とする情報を速度及び偏差と
しており、まず運動部の速度信号と偏差信号とを演算処
理するまでの回路について説明する。

速度及び偏差の演算 図において、安定な高周波信号を発生する水晶発振器１
０の出力は分周同期回路１２に供給され、該分周同期回
路１２によって所望周波数の各種出力信号が得られる。

これらの出力信号は超音波パルスビーム送信用の送信繰
返し周波数信号１００、複素変換のための複素基準信号
１０２．１０４、超音波診断結果の表示を行うための掃
引同期信号１０６及び装置各部の同期作用を行うクロッ
ク信号１０８等を含む。前記複素基準信号１０２．１０
４は送信繰返し周波数信号１００の整数倍の周波数を有
しかつ互いに複索関係となるように、実施例においては
、９０°の位相差を有する。

前記送信繰返し周波数信号１００は駆動回路１４及び送
受切替回路１６を介して探触子１８に供給され該探触子
１８を励振し、超音波パルスビームが被検体２０内に送
信される。

そして、被検体２０からの反射エコーは探触子１８によ
って電気信号に変換され、送受切替回路１６から高周波
増幅器２２へ送られて所望の増幅作用が施された後、そ
の一方の出力が通常のＭモード表示のために表示部へ供
給される。

通常のＭモード表示（Ｂモード表示でもよい）を行うた
めの出力信号は、検波器２４及びビデオ増幅器２６を介
してＣＲ７表示器３０に供給され、ＣＲ７表示器３０の
表示面を輝度変調する。

前記探触子１８の超音波パルスビームを機械的あるいは
電気的な角度偏向などによって被検体２０の所望部位に
向けて停止するために走査制御器３２が設けらけており
、該走査制御器３２の走査位置信号及び前記分周同期回
路１２から得られる掃引同期信号１０６は掃引トリガ発
生器３４に供給され、ＣＲ７表示器３０の掃引制御が行
われる。

そして、前記高周波増幅器２２の他方の出力は曳索演算
に供され、所望の運動情報などの情報が得られる。この
ために、高周波増幅器２２から得られる受信高周波信号
は、複素信号変換器３６に供給されて複索信号に変換さ
れる。

すなわち、実施例においては、複索信号変換器３６は位
相検波器を含む一組のミキサ３８ａ１３８ｂを有し、各
ミキサ３８において前記受信高周波信号は、それぞれ前
記複素基準信号１０２．１０４と混合されるが、複索基
準信号１０２．１０４は前述したように互いに９０″位
相の異なる複素関係にあるため、ミキサ３８から高周波
信号に対応した複素信号を出力することができる。すな
わち、各ミキサ３８は混合検波によって入力された受信
高周波信号と複素基準信号と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フィルタ４０ａ
、４０ｂに供給され、差の周波数成分のみが取り出され
る。

前記ミキサ３８の混合検波作用において、複素基準信号
１０２．１０４は単一周波数の連続波であるが、他方の
人力信号である受信高周波信号はドプラ情報を含むパル
ス波なので、前記低域フィルタ４０の出力には多数のス
ペクトル成分が現れることとなる。以下にこの複素変換
を演算式によって説明する。

一方の複索基準信号１０２は送信用の繰返し周波数ｆ「
の整数倍の周波数ｒｏを有し、その振幅を１とすれば、 ｓｉｎ　２　ｙｒ　ｆｏ　ｔ　　　　　　　　　　　−
＝　（１）なる正弦波電圧信号にて示される。一方、探
触子１８で受信される受信高周波信号は送信周波数をｆ
ｏとすれば、 ｓｉｎ　　（２πｆｏ　ｔ＋２ｙｒｆｄ　ｔ）　　　−
（２）にて示される、ただし、ｆｄはドプラ偏移周波数
である。

なお、この受信高周波信号には、一般にｓｉｎ　　ｔ２
π（ｆｏ＋ｎ　ｆｒ）ｔ＋２πｆｄ・　（１±ｎｆｒ／
ｆｏ）ｔｌ のスペクトルが含まれる（ｆｒは送信繰返し周波数、ｎ
はＯ，ｌ、２・・・なる自然数である）が、以下に説明
を簡略化するために、ｎ−０のときの（２）式に示され
るスペクトルについてのみ説明する。

ミキサ３８ａでは一方の複索基準信号１０２と受信高周
波信号との積がとられるので、（１）式と（２）式の積
の２倍である次式が得られる。

ｃｏｓ　２πｆｄ　ｔ　−ｃｏｓ　　（４πｆｏｔ＋２
πｆｄ　ｔ） そして、この出力は低域フィルタ４０ａで２　ｆｏ　十
ｆｄの周波数が除去されているので、その出力信号は ｃｏｓ　２　πｆｄ　ｔ　　　　　　　　　　　−＝　
（３）となる。

一方、他方の複素基準信号１０４は前記複素基準信号　
１０２と９０°位相が異なるので、ｃｏｓ　２πｆｏｔ
　　　　　　　　　　　・・・（４）なる余弦波電圧信
号で示され、ミキサ３８ｂの混合検波及び低域フィルタ
４０ｂのフィルタ作用によって、 ｓｉｎ　２　ｙｒ　ｆｄ　ｔ　　　　　　　　　　　−
（５）なる信号に変換され、前記（３）式を実数部、そ
して（５）式を虚数部とする複索信号に変換されたこと
ととなり、これら両信号は次の複索式によって示すこと
ができる。

Ｚｌ−ｃｏｓ　：２ｒｆｄ　ｔ＋１ｓｉｎ　２πｆｄ　
ｔ・・・　（６） 以上のようにして曳索変換された信号Ｚ１はＡＤ変換器
４２ａ、４２ｂ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４４に入力される。前
記ＡＤ変換器４２へはクロック信号１０８が供給されて
該クロック信号によるサンプリングが行われている。

実施例においては、前述した複素ディレーラインキャン
セラ４４が設けられているので、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、画像信号の品
質を著しく向上させることができる。すなわち、一般に
生体からの例えば血流信号には血管壁、心臓壁等のほぼ
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、血流測定に著しい妨害を与える。そこで、本実施
例においては、前記複素ディレーラインキャンセラ４４
によってこのような低速度信号を除去することができる
ので運動部からの信号のみを検出することが可能となる
。

この曳索ディレーラインキャンセラ４４は、第３図に示
されるように、繰返し信号の１周期（Ｔ）に一致する遅
延時間ををするディレーライン４６ａｓ４６ｂを有し、
このディレーラインは例えば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４６ａ、４６ｂには、それぞれ差演算
器４８ａ、４８ｂが接続されており、差演算器４８によ
ってディレーライン４６の入力と出力、すなわち現時刻
の信号と１周期前の信号とを同−探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４８の差出力は零
に近くなり、一方、速度の早い、例えば血流信号の差出
力は大きな値として検出され、これによって前述したク
ラッタを確実に抑制することができる。

前記複素ディレーラインキャンセラ４４の作用を以下に
演算式で説明する。なお、第１図においては、複素ディ
レーラインキャンセラ４４への入力はデジタル信号であ
るが、演算式では説明を簡単にするために、（６）式の
アナログ信号にて説明を行う。

ディレーライン４６の入力Ｚ１を（６）式で示すと、１
周期遅延された出力Ｚ２は Ｚ２−ｃｏｓ　２　ｙｒ　ｆｄ　　（ｔ　−Ｔ）＋１ｓ
ｌｎ　　２ｙｒｆｄ　　（ｔ　−Ｔ）　　・・（７）で
示され、この結果、差演算器４８の差出力はＺ　ａ　−
Ｚ　ｔ　　Ｚ　２−２　ｓｉｎ　２　πｆ　ｄ・（Ｔ／
２）ｓｉｎ　２πｆｄ　　ｆｔ−（Ｔ／２）１＋ｉ　２
ｓｌｎ　２ｙｒｆｄ　　（Ｔ／２）・ｃｏｓ　２πｆｄ
　　ｆｔ　−（Ｔ／２）　１となり、ここで差出力Ｚ３
を Ｚ　ａ　−ｘ　ａ　＋　Ｌ　ｙ　ｓ にて示せば、各ｘ３、ｙ３は次式となる。

Ｘ３−−２ｓｉｎ　２πｆｄ　　（Ｔ／２）・ｓＩｎ　
　２ｙｒｆｄ　　ｉｔ　−（Ｔ／２）　１・・・　（８
） Ｙ３　＝２ｓｉｎ　２　ｙｒ　ｆｄ　　（Ｔ／　２）・
ｃｏｓ　　２　ｙｒ　ｆｄ　　（ｔ　−（Ｔ／２）　１
・・・　（９） 以上のようにして、各差演算器４８ａ、４８ｂの出力に
は、それぞれｘ　　、ｙ　　なる信号が出力されること
となる。

以上のようにして低速度信号が除去された複素信号は、
次に自己相関器５ｏによって演算処理され、遅延量をＴ
とするＺ３の自己相関が求められる。

まず、入力信号Ｚ３はディレーライン５２ａ１５２ｂに
より１周期分遅延されてＺ４が得られる。

この出力Ｚ４は以下の式で表される。

２４″ｌＸ４＋１ｙ４ ｘ４−−２ｓ！ｎ　２πｆｄ　　（Ｔ／２）・ｓｉｎ　
　２πｆｄ　　ｉｔ　−（３／２Ｔ）１・・・　（１０
） Ｙ４−２ｓｉｎ　２　ｙｒ　ｆｄ　　（Ｔ／　２）・ｃ
ｏｓ　　２πｆｄ　　ｆｔ　−（３／２Ｔ）１・・・　
（１１） Ｚ　　＊＝ｘ　　−１ｙ４とすると、以下の式によって
相関が求められる。

ｚ　　ｚ　＊＝　（Ｘ　　＋１ｙ３）（ｘ４−１ｙ４）
−ｘ３ｘ４＋ｙ３ｙ４ ＋１（ｘ４ｙ３−ｘ３ｙ４） そして、この相関を求めるため、自己相関器５０には４
個の掛算器５４　ａ　ｓ　５４　ｂ　ｓ　５６　ａ　−
５６ｂ１そして加減算器５３ａ、５８ｂが設けられ、前
記相関演算が行われる。

加減算器５８ａの出力をＲとすれば、前記（８）、（９
）、（１０）、（１１）の各関係式％式％ が得られ、また加減算器５８ｂの出力をＩとすれば、同
様に Ｉ　−Ｘ４　Ｙ３−Ｘ３　ｙ４　■４ｓｉｎ　　２　ｙ
ｒ　ｆｄ・（Ｔ／２）　ｓｉｎ　２　πｆｄ　Ｔ　　　
−Ｈ３）が得られ、両顎減算器５８の出力を合わせて次
式にて示される。

Ｓ＝Ｒ＋ｉＩ　　　　　　　　　　・　・　・　・　・
　（１４）そして、この出力Ｓは信号の変動成分や装置
から発生する雑音成分を含むので、これら雑音成分を除
去するために平均回路によって平均が求められ、この平
均はｇ−ａ＋ｔＴで表され、複素相関が演算される。

前記平均回路はディレーライン６０ａ、６０ｂにて１周
期遅延した出力を現時刻の入力信号に加算器６２ａ、６
２ｂにて加算し、再びこの出力をディレーライン６０に
供給する操作を繰り返し、この加算を例えば、デジタル
回路で構成する場合には、その加算出力の上位ビットを
出力すれば、平均値を得ることができる。しかし、単に
この操作を繰り返し行っていくと、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、重み何回路６４ａ１６４ｂが設けら
れ、出力を減衰させて入力と加算している。すなわち、
減衰量を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だけ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、低域フィル
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
となる。また、重み何回路６４の重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できる。

以上のようにして、本実施例においては、複索信号の相
関が自己相関器５０から得られ、この相関出力は速度演
算器である偏角演算器６６によって相関出力風の偏角θ
が求められる。すなわち、偏角θは（１２）、（１３）
式から θ−ｔａｎ−１（Ｉ／　Ｒ）　−２ｒｒＨＴ・・◆・拳
　（１５） として求められ、この結果、ドプラ偏移周波数百は 召−θ／２πＴ　　　　　　・・・・・　（１６）とし
て前記偏角θから極めて容易に求められることとなる。

一方、自己相関器５０の入力Ｘ３、ｙ３及び出力１、長
は本発明の偏差演算器６８に加わえられ、速度信号の偏
差が演算される。実施例では、速度情報のほかに診断上
を用な情報である平均速度（または平均周波数）に対す
る信号の偏差量を測定表示している。ドプラ周波数の偏
差量は一般にスペクトルの広がりを表し、血流の流れ方
が層流的流れか乱流的流れかの識別や乱れの度合いを表
す量である。この偏差はドプラ信号の分散に近似し、そ
の平方根は標準偏差に近似する。

以上のようにして得られた速度信号である偏角信号及び
偏差信号は表示器３０に供給され、ＣＲ１表示器３０上
に輝度変調信号としてＭモード（Ｂモードでもよい）に
よる運動速度分布及び偏差情報の画像が表示される。す
なわち、超音波ビーム軸上の速度、分散の連続的分布が
短時間で算出される。しかし、この表示法では経時変化
を定は的に表示することができない。

経時変化の演算 本発明において特徴的なことは、超音波ビーム軸上の任
意部位の速度、偏差などの定量情報の経時変゛化をＭモ
ード表示することであり、このために、経時変化演算器
７０が設けられ、この経時変化演算器７０の詳細な内部
回路が第２図に示されている。

第２図において、実施例では画像表示する経時変化情報
として速度信号と、速度の平均値に対する分散を示す偏
差信号との２種類を用いており、この２種類の情報に対
して経時変化の演算を行う。

つまり、任意に選択された部位の情報を検出するための
ゲート回路であるレンジゲート７２ａ、７２ｂと、この
レンジゲート７２の出力を平均化する平均回路７４ａ、
７４ｂと、が設けられており、この平均回路７４の出力
によって定量情報の経時変化を画像表示することになる
。

そして、レンジゲート７２の動作信号はレンジゲート発
生器７６により深さ位置情報に基づいて作られる。例え
ば第４図に示されるように、振幅Ａの信号を送信時間か
ら所定時間Ｄ（深さ）遅れて、Ｗの時間幅だけ送信繰返
し周期Ｔ（例えば２５０μｓ）ごとに発生させる。この
所定時間りと時間幅Ｗは、操作者が自由に調節して所望
部位に対応する深さで信号のサンプル範囲を定めること
ができる。

第５図（ａ）には、Ｍモードの表示状態が示されており
、横軸に時間、縦軸に深さをとると、深さ方向に設定さ
れる超音波ビーム軸上の生体内の深さ方向の部位におけ
る運動曲線が得られる。例えば心臓で言えば、図の上部
から前壁、後壁の各部位についての運動状態が表示され
る。このようなＭモード表示において、経時変化表示を
行うとすると、前記深さ時間りが鎖線ｐの位置に来るよ
うにゲートを合わせればよく、レンジゲート７２のゲー
トが開かれている間の信号は、平均回路７４にて加算さ
れその累積値と平均値が求められる。

なお、前記鎖線ｐは表示器３０上に輝線として表示され
、このために経時変化演算器７０からはゲート位置信号
１０９を表示器３０に出力する。

また、経時変化演算器７０には、前記平均回路７４の出
力を各ビットごとに記憶し次の出力が来るまでの時間だ
け保持するメモリラッチ７８ａ。

７８ｂと、このメモリラッチ７８の出力をアナログ変換
するＤ／Ａ変換器８０　ａ、　　８０　ｂと、信号の１
／Ｔの周波数やその他の高周波を取り除く低域フィルタ
８２ａ、８２ｂとが設けられる。前記平均回路出力のラ
ッチからフィルタ処理までの動作は時間Ｔの周期で繰り
返すことになり、低域フィルタ８２の出力は時間に対し
て連続的な電圧値として現われる。

このような処理回路において、端子Ａから速度信号をレ
ンジゲート７２ａに、また端子Ｂから偏差信号をレンジ
ゲート７２ｂに供給することにより、低域フィルタ８２
ａからは運動部、例えば血流の平均速度の経時変化信号
が出力され、また低域フィルタ８２ｂからは偏差信号の
経時変化信号が出力される。

この場合、血流の速度は１心拍約１秒の周期で変動しい
るが、超音波送信の周期が２５０μｓ程度であるから、
心拍周期はこの周期に比べて十分長いので、前記処理回
路にて心臓血流の変化を十分にとらえることができ、心
臓任意部位の情報を経時的変化に従って曲線で画像表示
することが可能となる。

そして、前記偏差信号の変化はそのまま表示しても定量
的な診断の情報としては不十分であるので、速度情報と
合わせて画像表示することが好適である。従って、実施
例では、速度情報と偏差情報とを加減算して画面に表示
するようにしており、このために低域フィルタ８２の出
力を加減算する加算器８４及び減算器８６が設けられる
。また、これらの処理情報を画面に表示するために、コ
ンパレータ８８．パルス発生器９０及びＯＲ回路９２が
設けられている。

すなわち、ＣＲＴ表示器３０の画面には、第５図（ｂ）
に示されるように、各出力情報を同時に表示するように
しており、電子ビームはｘ、　　ｙ軸の偏向回路に加え
る掃引電圧Ｘ及びＹによって偏向され、例えば、電圧Ｘ
は３秒ごとに、電圧Ｙは４　Ｋ１１ｚごとに繰り返され
る。

そして、コンパレータ８８は二つの入力端子を比較して
おり、一方の電圧としてはいずれも掃引電圧Ｙが用いら
れ、他方の電圧としては８８ａ。

８８ｃ、８１３ｄの順に端子ａ、ｃ、ｄの出力を用い、
８８ｅにはＯｖが用いられる。

第６図には、輝度信号を形成するまでの処理波形が示さ
れており、図（ａ）のＹはコンパレータ８８に加わる掃
引電圧を示し、コンパレータ８８ｅについて説明すれば
、零電圧と比較されるので、Ｙが負となる時間だけ、図
（ｂ）に示される方形波が各掃引ごとに発生する。この
電圧は、パルス発生器９０ｅに出力され、図（ｂ）の方
形波の立上がりで図（Ｃ）に示される輝度信号のパルス
を発生させる。

そして、このパルスはＯＲ回路９２を介してＣ端子から
ＣＲ１表示器３０に出力され、このＣＲ１表示器３０の
画面の輝度を変調して、第５図ｅのような輝点を表示さ
せる。この輝点ｅの発生する時間ｔｅは掃引ごとに変化
しないので、ＣＲＴ画面上には水平な輝線２００として
表示される。

これは、電圧０を示す基線（ベースライン）として用い
られる。

また、コンパレータ８８ａには、電圧ａが加えられてお
り、前記と同様に時間ｔａでＣＲＴ画面に輝点ａを発生
させ、変動する電圧を図示２０１に示されるような曲線
として表示することになる。

この場合、Ｔ１の値は平均流速を示している。

同様にして、コンパレータ８８ｃ、８８ｃＢ：パルス発
生器９０ｃ、９０ｄによって、曲線２０２及び２０３が
画像表示されることになる。この場合、ｃｄの値は偏差
を示すことになる。

従って、速度の分散や標準偏差を示す偏差情報の経時変
化を速度情報の変化と同時に画像表示させることにより
、生体内所望部位の運動状態の定量的な判断を容易に行
うことができる。

また、他の超音波診断装置では、デジタル処理をするデ
ジタル走査変換器（Ｄ、　　Ｓ、　　Ｃ）を用いて画像
表示することがあるが、この場合は、第２図の端子Ｅ、
　　Ｆから出力されるデジタル信号をデジタル走査変換
器に供給し、Ｄ／Ａ変換器８０゜低域フィルタ８２．加
算器８４．減算器８６を用いず、デジタル加算器やデジ
タル減算器を用いてそれぞれの信号を処理することがで
き、更にコンパレータ８８としてデジタルコンパレータ
を用い、掃引電圧の代わりにフレームメモリのアドレス
データを用いることにより、輝点に対応するアドレス信
号を得ることができる。

従って、このアドレスメモリに輝点信号を記憶させるこ
とによって、アナログ処理の場合と同様に各種の情報を
画像表示することができる。このデジタル処理によれば
、各種の情報を数値として得ることができるので精度の
高い計測を行える利点がある。

更に、表示ＣＲＴにカラーブラウン管を用いて各種の情
報別に色分は表示することにより多数の情報を同時に表
示することができる。

なお、経時変化の表示は前記速度や偏差情報に限らず、
加速度などの各種の情報を用いることが可能である。

［発明の効果］ 以上説明したように、本発明によれば、任意に選択され
た部位における各種情報の経時変化をＭモード画像表示
することができるので、例えば心臓血流の速度や速度の
分散の経時的な変化情報を得ることができ、画面上で運
動部位の定量分析が可能となる。

また、従来の２次元超音波ドプラ診断装置では、平均速
度や偏差量が複数のカラー及び輝度にて表示されていて
、情報の定量分析には不便があり、このために周波数分
析装置と併用して定量的な測定を行っていたが、本発明
によれば、周波数分析装置によらずに所望部位の定量的
な情報を容易に画像表示することができる。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明に係る超音波ドプラ診断装置の好適な実
施例を示すブロック回路図、 第２図は経時変化演算器の内部回路を示すブロック図、 第３図は曳索ディレーラインキャンセラ及び自己相関器
の内部回路を示すブロック図、第４図はゲート回路のゲ
ートパルスの説明図、第５図は従来のＭモードと本発明
の経時変化表示を示す説明図、 第６図は経時変化表示のための掃引作用を示す説明図で
ある。 １０　・・・　水晶発振器 １２　・・・　分周同期回路 １８　・・・　探触子 ２０　・・・　被検体 ３０　・・・　ＣＲＴ表示器 ３６　・・・　複素信号変換器 ４４　・・・　複素ディレーラインキャンセラ５０　・
・・　自己相関器 ５２ａ、５２ｂ　　・・・　ディレーライン５４ａ、５
４ｂ、５６ａ、５６ｂ　　−・・　掛算器５８ａ、５８
ｂ　　・・・　加減算器 ６６　・・・　偏角演算器 ６８　・・・　偏差演算器 ７０　・・・　経時変化演算器 ７２　・・・　レンジゲート ７４　・・・　平均回路。

Claims (6)

【特許請求の範囲】
1. （１）超音波ビーム軸上の生体内運動部の信号分布をＭ
   モード表示する２次元超音波ドプラ診断装置において、
   前記運動部の信号分布から超音波ビーム軸上の任意部位
   の信号成分を抽出するゲート回路と、このゲート回路出
   力を平均化する平均回路と、から成り、運動部信号に含
   まれる各種情報の経時変化を検出する経時変化演算器を
   備えたことを特徴とする超音波ドプラ診断装置。
2. （２）特許請求の範囲（１）記載の装置において、前記
   経時変化演算器を複数個設け、運動部信号に含まれる複
   数情報の経時変化を画像表示することを特徴とする超音
   波ドプラ診断装置。
3. （３）特許請求の範囲（２）記載の装置において、前記
   運動部信号は速度信号、加速度信号又は偏差信号とし、
   これらの出力を合成した合成信号を画像表示することを
   特徴とする超音波ドプラ診断装置。
4. （４）特許請求の範囲（１）又は（２）記載の装置にお
   いて、通常のＭモードに加えて経時変化情報を同時に表
   示することを特徴とする超音波ドプラ診断装置。
5. （５）特許請求の範囲（１）又は（２）記載の装置にお
   いて、平均速度信号を中心として偏差信号を画像表示す
   ることを特徴とする超音波ドプラ診断装置。
6. （６）特許請求の範囲（２）、（３）、（４）又は（５
   ）記載の装置において、画像表示を色彩表示としたこと
   を特徴とする超音波ドプラ診断装置。