JPH0221256B2 - - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】 本発明は一般に、超音波ドプラ血液流速測定と
パルス・エコー振幅結像との組合せによつて、実
用の目的で生物学組織（例えば血管、心室）など
の同時結像および生物学組織内の血液流速の測定
を得る前記組合せによるものである。この組合せ
はパルス・ドプラ法によつて測定される最大血液
速度を少しも減少せずに得られ、また連続ドプラ
法を使用することもできる。後者の場合、測定さ
れる最大速度の制限がない。

ドプラ原理に基づく超音波血液流速測定（以
下、「ドプラ測定」という）の方法、および超音
波パルス使用のエコー振幅結像（以下、「エコー
結像」という）の方法は周知と思われ、本発明は
これらの同時測定の組合せに関するものである。
本方法は、市販の結像および血液速度測定装置を
少し変形してこれらを中央制御装置により相互接
続することによつて実現することができる。

生物学組織の画像は適当な表示スクリーン上に
示され、血液流速が測定される範囲は同じスクリ
ーン上に示される。受信ドプラ信号の有効なスペ
クトル分析もスクリーン上に示されて、適当なプ
リンタでおそらくプリント・アウトされる。

本発明の目的は、血液速度が測定される範囲を
決定するためのエコー振幅画像を利用することに
よつて、血液速度のドプラ測定中に超音波ヘツド
すなわち変換器の照準を簡潔化することである。
血液速度測定を血管の寸法測定と組み合わせるこ
とによつて、血管中の実際の流量を測定したり計
算することができると思われる。

ここで関係する形式の機器を使用するに当たつ
て極めて重要な考慮は、ドプラ信号が可聴形式
で、例えばスピーカで与えられることである。調
査を実施する医者は特に初期において、とりわけ
一段と詳細な測定または結像に重点が置かれる血
液系統内の点または帯域をさがすために、可聴ド
プラ信号に含まれている情報を多く使用する。し
たがつて、可聴ドプラ信号が事実上乱されたりひ
ずみを受けないことが極めて重要である。

短い超音波パルスからのエコーの振幅に基づき
リアル・タイムで生物学組織の二次元結像を作る
機器は、市販で入手することができる。このよう
な既知の機器には下記の２つの型がある： (a) 位相制御変換器配列（アレイ）または機械移
動式変換器によつて得られる部分掃引に基づく
機器。

(b) 変換器の直線アレイにある素子の電子選択ま
たは単一変換器の直線機械運動によつて得られ
る直線掃引に基づく機器。

血液流速の超音波ドプラ測定用機器も市販で入
手することができ、２つの基本方法がある： (a) 超音波パルス。これは、小さな範囲の速度を
測定できるように超音波ビームに沿う深度分解
を可能にする。いくつかの深度で速度を測定す
ることができるように、多深度サンプリングを
使用することもできる。この方法は、測定でき
る最大速度が使用されるパルス繰返数すなわち
周波数によつて制限されるという不利がある。

(b) 連続超音波測定。この方法では、超音波ビー
ムに沿うどんな深度分解も得られないと思われ
る。その代わりに、測定される最大速度の制限
はない。上述の方法(a)および(b)を組み合わせる
市販の計器が入手できる。

エコー振幅結像とドプラ血液速度測定とを組み
合わせる機器も市販で入手できる。下記の３つの
原理が使用されている： (a) 中断モード。画像は適当なスクリーン上に手
動制御の間凍結され、超音波ヘツドは血液速度
のドプラ測定に利用される。

(b) 放射される超音波パルスは１つおきにドプラ
速度測定に利用され、その超音波パルスの中間
のパルスはエコー振幅結像に利用される。すな
わち、パルスは交互にドプラ測定およびエコー
結像のために働く。

(c) 最初に、数個のドプラ・パルスが単一エコー
振幅結像パルスを得るために周期的に中断させ
て一連となつて放射されるようにした構成が提
案されていると思われる。

エコー結像とドプラ測定とを相関させる上記の方
法は下記のような欠陥および不利がある： (1) 中断モードにおいて画像が凍結されるとき、
測定ヘツドまたは測定物体の運動によつて測定
速度範囲を誤つて表示する。

(2) ドプラ・パルスおよび結像パルスの交互放射
によつて、ドプラ・パルスの放射率が減少さ
れ、したがつて測定される最大速度が減少され
る。（ドプラ・パルス測定） (3) 示される第３の方法では、画像の更新が低速
であるという問題がある。これは物体または／
および測定ヘツドが移動されるときに方向づけ
の応答に制限を生じるからである。この方法に
よるもう１つの重大な欠点は、結像信号が可聴
であるので信号聴取が妨害を受けることであ
る。

方法(b)および(c)においては、連続ドプラ測定信
号が使用されないことがある。このことは、測定
される最大速度がドプラ・パルス・モードのキー
イング周波数によつて決定されることを意味す
る。

これらの欠陥は、高い画像周波数（例えば20
Hz）を使用できるようにすることによつて、本発
明で回避される。さらに、パルス形式の信号と連
続ドプラ測定の信号の両方が使用されても、パル
ス・モードにおけるパルス繰り返し数は、それが
純粹のドプラ測定状態にあるものよりも減少され
ることがない。

かくて、本発明は、従来技術を開始点として、
特に例えば心臓機能の運動のような生きている生
物学組織を調査するために、超音波パルスを用い
ている同時エコー振幅結像（エコー結像）と組み
合わされる、ドプラ原理に基づく超音波血液流速
測定（ドプラ測定）に係るもであつて、前記ドプ
ラ測定およびエコー結像はエコー結像が受け入れ
られうる画質を得るのに十分高い周波数で更新さ
れ、かつドプラ測定が所望の精度で速度を測定す
るのに十分に短かくかつおそらく可変の時間で事
実上実行され、それによつてエコー結像からの画
情報およびドプラ測定用の測定範囲すなわち測定
点の表示が陰極線管スクリーンなどの上にリア
ル・タイムで表わされ、またそこで中央装置がド
プラ測定およびエコー結像を同期するように働
き、１個以上の変換器がドプラ測定またはエコー
結像のいずれか一方を実行するために任意の与え
られた瞬間に作動される前記方法をとる。本発明
による方法の新しい特徴は主として、像フイール
ド上を超音波ビームで完全にまたは部分的に掃引
させるために、不要ではない時間部分からなる期
間中ドプラ測定を中断すること、および直流測定
されるドプラ信号がすべての時間またはその時間
の一部のあいだ直接測定されたドプラ信号に代わ
る推定値を与えるために利用されることにある。

本発明による他の特徴は特許請求の範囲に示さ
れ、また本発明はこの方法を実施する装置をも包
含する。

本発明は図面について下記に詳しく説明され
る。

第１図は本発明による方法を実施する装置のブ
ロツク図を示す。本装置は中央制御装置４と、リ
アル・タイムの二次元結像用のエコー振幅結像装
置２と、MSE（ミシング・シグナル・エステイメ
ータ）で表わされる組合せ装置５を持つドプラ装
置１と、画像およびドプラ・スペクトルを適当に
表示する例えば陰極線管スクリーン３のような機
器とから成る。

ドプラ装置１および結像装置２はいずれも、電
子的にスイツチ・オンならびにスイツチ・オフさ
れる。両装置はかかる制御についてそれ自体既知
の原理により作動する制御装置４によつて制御さ
れる。作動中、制御装置４は像フイールドすなわ
ち像範囲にわたる超音波結像ビームの完全なまた
は一部の掃引を行うために、短い時間間隔（例え
ば15ミリ秒）のあいだドプラ測定を中断させる。
例えば中断期間や高域フイルタの過渡現象などに
より生じることがあるドプラ測定の不能なときの
み、全時間またはその時間の一部のあいだドプラ
信号に代わる推定値を与えるのに直接測定された
ドプラ信号が用いられる。推定値はMSE装置５
によつて作られる。

各掃引中に作られるエコー振幅画像は、適当な
スクリーン上に画像を表示するため絶えず走査さ
れる適当な電子像メモリに記憶される。かかる記
憶方法はいくつかの市販計器に使用されている。
制御装置４はドプラ測定および結像測定（エコー
結像）の時間構成を与えるとともに、適当な表示
およびプリント・アウト用の信号の構成を与え
る。これは、使用されるドプラおよび結像装置に
より、また他の時間順序計器に見られる制御装置
と同じ方法に基づく設計により、いろいろに変化
する。

第１図には、ドプラ変換器１０ａおよびエコー
結像用の変換器アレイ１０も概略示されている
が、これらは例えば下記に説明する第４図または
第５図に若干詳しく説明されるものに対応するこ
とができる。

第１図の装置の機能は、特に第６図から第９図
までについて後で詳しく説明する。

第２図および第３図はそれぞれ範囲２１（第２
図）および範囲３１（第３図）の画像表示の２つ
の例を示し、この場合血液速度は位相制御変換器
アレイによつて測定される。

これらの図には、それぞれ大動脈２６および３
６を持つ心臓２５ならびに３５が示されていると
ともに、それぞれ線２７，２８，２９および線３
７，３８，３９によつて像フイールドの広がりが
示されている。

同じ超音波ヘツド２０および３０はそれぞれ、
ドプラ測定ならびにエコー結像に使用される。第
２図において、ドプラ測定用の超音波ビーム２２
はまつすぐ前方に向けられている。この場合、変
換器アレイのいくつかの素子を１個のドプラ変換
器に接続させることは適当なセレクタ（リレーま
たは電子スイツチ）によつて可能である。

第３図において、ドプラ測定の方向３３は中心
線からかたよつている。これを得るために、信号
はすべての変換器素子３０において、例えば結像
中の位相制御に使用される同じ電子回路によつて
位相制御されなければならない。第２図による方
法は、精度が低く雑音の多い位相制御回路の場合
により良好な感度を生じる。

第４図に示されるドプラ測定用の別な変換器４
０ａを使用することもでき、この場合変換器アレ
イ４０は制限線４７，４８の範囲内を部分掃引す
ることによつてエコー結像の働きをする。第５図
は、直線変換器アレイ５０および別のドプラ変換
器５０ａによる直線画像掃引を示す。変換器５０
および５０ａは、下に静脈５６が示されている患
者の皮膚５２と接触して示されており、この静脈
の一部は線５７，５８および５９によつて制限さ
れている像フイールドすなわち像範囲内に置かれ
ている。ドプラ測定用の測定範囲５１は、静脈５
６の内部に示されている。

別のドプラ変換器を伴うこの配列はとりわけ、
ドプラ変換器５０ａがドプラ測定により良好な感
度を得るように最適化されるという利点を備えて
いる。機械結像掃引と共に、別の固定ドプラ変換
器５０ａが使用されるが、それはドプラ測定用に
十分速く可動結像変換器を止めることが困難と思
われるからである。

この点で、まず第一にエコー結像と速度のドプ
ラ測定との間を占める模範的時間を示す第９図に
言及される。画像時間15ミリ秒およびドプラ時間
35ミリ秒によつて、像速度20Hzが得られる。ドプ
ラ時間を例えば18ミリ秒まで減少することによつ
て、像速度は30Hzまで増加される。そのほか第９
図に示されることは、後で説明する。

前述のとおり、直接測定されるドプラ信号は、
すべての時間またはドプラ信号がないときに、ド
プラ信号に代わる推定値を作るのに用いられる。
第６図において、上記の中断時間においてのみ、
または時間のより長い部分、例えばすべての時間
のあいだ、推定値が直接測定されたドプラ信号は
どう代わるかが示されている。図示のとおり
MSE装置６５は、電線６１からスイツチ６２に
直接測定されるドプラ信号を転送する信号通路６
０に並列に組み込まれている。従つて、直接測定
されるドプラ信号は上側線路（実線の矢印）を通
り、下側線路（点線の矢印）はMSE装置６５か
らその次の部分、例えば制御装置４に推定値信号
を送り、それから例えば第１図のスクリーン３の
ような表示スクリーン等の上にそれら信号を表示
する。もし本発明の一般的考えによる装置がすべ
ての時間に推定値信号を使用するようにされるな
らば、スイツチ６２は常に下側線路に接続されて
おり、すなわちそれはおそらくMSE装置６５を
通る信号通路のみで十分と思われる。スイツチ６
２があるとき、その適当な制御によつて推定値信
号が直接測定されるドプラ信号に代わる時間の部
分を選択することができる。

推定値は、測定されたドプラ信号に基づき、例
えば関係する中断時間と共に、すなわちこの時間
の前後に、第１図の装置５に対応してMSE装置
６５において発生される。欠けているドプラ信号
の推定値は、例えば下記の方法で作られる： (a) 例えばドプラ時間の終りにおける、ドプラ信
号に基づき、例えば広帯域雑音を制御フイルタ
網に加えることによつて推定値信号を発生させ
ることができる。これは第７図に示されてい
る。第７図には広帯域雑音発生器７３と、制御
フイルタ７２と、フイルタ７２の瞬時フイルタ
特性を制御するフイルタ・パラメータ信号を作
る働きをする装置７１とが示されている。フイ
ルタは例えば、タツピング・ウエートが所望の
スペクトルを得るようにフイルタ・パラメータ
によつて調節されるトランスバーサルフイルタ
として設計される。

(b) 第８図により、直接測定のドプラ信号は例え
ばアドレス・カウンタ８５と８４でのアドレ
ス・ジヤンプ制御の共動によつてデイジタル記
憶装置８２に、絶えず記憶される。画像掃引の
ために中断が行われると、ドプラ信号の最終記
憶部分が読み出されて、結像期間中に推定値と
して利用される。

第８図の実施例において、装置８２，８３およ
び８４は第１図に示されたMSE装置５を構成す
るものと考えられる。対応する方法で、第７図の
上記実施例はMSE装置を構成するものと考えら
れる装置７１，７２，７３および７４を含む。

第６図の６１で示される「直接測定」のドプラ
信号は、高域フイルタ、例えば第８図に示される
ようなフイルタ８１を通過する。ドプラ・パルス
測定の場合、高域フイルタの前後に挿入フイルタ
が存在しなければならない。

推定値されるドプラ信号と直接測定されるドプ
ラ信号との間でなめらかな転換が得られるよう
に、第６図の６３で示されるような窓機能によつ
て信号の乗法を行うことがある。この方法によつ
て、信号レベルは切換え前に除々にゼロまで減少
され、次に再び切換え後に完全な大きさまで除々
に増加される。これは、信号レベルがドプラ測定
からエコー結像までまたはその逆に転換するとき
どう変化するかを示す第９図で説明される。直接
測定のドプラ信号と推定値信号との重複も、直接
信号のレベルを減少しながら、直接信号から評価
信号への転換で推定値信号のレベルを増加し始め
ることによつて得られる。推定値信号から直接信
号への転換では、それによつて直接信号のレベル
の増加が開始されるが、推定値信号のレベルは減
少される。信号転換のこの円滑化すなわち調節
は、各中断時間の終りに、すなわち推定値信号と
直接測定のドプラ信号との間の変更時に特に重要
である。

生物学組織の組織境界からの強い反射を抑制す
るために、ドプラ装置はへり部選択度の高い高域
フイルタ８１（第８図）を備えている。結像時間
（中断時間）の後でドプラ測定を開始するとき、
高域フイルタに過渡現象が存在すると思われる。
直接測定のドプラ信号は高域フイルタの過渡信号
時間中は適用できないと思われ、したがつて推定
値はこの時間中も使用されなければならない。し
たがつて評価時間は第１０図に示される画像掃引
時間よりも長いと思われる。

高域フイルタの過渡現象時間は、第８図に８３
で示される窓機能によつてフイルタの前で信号の
乗法によつて減少される。フイルタ８１の前の信
号レベルは次にゆつくりとゼロからその固定の大
きさまで増加される。

高域フイルタにおける過渡現象時間の減少も、
過渡現象時間中にフイルタの周波数レスポンスを
変えることによつて得られる。これを実行するプ
レフイルタ網１００の一例が第１１図に示されて
おり、ここには制御信号入力１０３を持つ電圧制
御抵抗器１０２が組み込まれている。ドプラ測定
が開始すると、制御抵抗器１０２の値は極めて低
くすなわちほぼゼロに等しくなり、その結果フイ
ルタ１００の増幅は低く、しや断周波数は高くな
る。制御抵抗器１０２の値は次に、画像掃引後ド
プラ装置のスイツチ・オン後２ミリ秒の間その最
大値まで増加される。

さらに、第１１図にはコンデンサ１０１と制御
抵抗器１０２とから成る実際のプレフイルタ網の
ほかに、プレフイルタ網と実際の高域フイルタ１
０５との間に所要のバツフア増幅器１０４が示さ
れており、その過渡現象間は減少されるべきであ
る。プレフイルタ網は高域フイルタの一部として
組み込まれる。

第１１図のプレフイルタ網１００において、コ
ンデンサ１０１が可変コンデンサでありかつ抵抗
器１０２に代つて電圧制御され、すなわちこれら
の両部品が電圧制御形であり得ることは明白であ
る。ここで重要なことは、説明された特性変化が
得られることである。

第１２図は本発明による装置に用いる好適な変
換器配列（アレイ）を示し、この配列は第２図の
実施例に特に関係が深い。第１２図の例に示され
るとおり、線に沿つて多数の変換器素子が置かれ
ている。中央の16個素子またはおそらく全部の素
子は連続ドプラ測定に用いられ、これらの素子の
半分は送信素子であり、もう半分は受信素子であ
る。これは、電子スイツチングによりまたはおそ
らくそれ自体既知の方法のリレーによつて得られ
る。ドプラ測定のパルス・モードにおいて、おの
おの８個の変換器素子を含む両半分は、16個の中
央素子が並列に作動するように相互接続される。
エコー結像の間、変換器素子の総称はそれ自体既
知の制御方式で作動すると思われる。この配列は
第１２図に示される32個の変換器以外の変換器を
持つことは明白である。さらに、連続ドプラ測定
によつて、使用される変換器の数の細別は素子の
半分が送信に用いられ他の半分が受信に用いられ
る状況と異なることがある。

最後に、ドプラ測定およびエコー結像用のそれ
ぞれの時間間隔の比が第９図について説明される
ものと異なることを述べる必要がある。かくて、
速度測定における所望の精度しだいで、ドプラ測
定は結像（中断時間）よりも短い時間の部分を占
めることができる。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明による方法を実施する装置のブ
ロツク図、第２図は本発明による装置による画像
表示の第１形式の概略図、第３図は本発明による
装置による画像表示の第２形式の概略図、第４図
は別のドプラ変換器を持つ第２図の配列の変形を
示す概略図、第５図はエコー結像用の直線変換器
配列（アレイ）および別のドプラ変換器の使用に
基づく表示のもう１つの形式を示す概略図、第６
図は直接測定のドプラ信号が推定値信号によつて
代えられる装置のその部分を示す図、第７図はド
プラ信号の推定値を構成する１つの実施例を示す
概略図、第８図は評価を構成するもう１つの実施
例を示す概略図、第９図はエコー結像とドプラ測
定との間の時間区分を示すほか、ある信号処理
（窓機能）を示す概略図、第１０図は第９図に示
されたものに似た時間図であるが高域フイルタの
使用に基づく特定の実施例、第１１図は装置の高
域フイルタの前に配列すべきプレフイルタ網の一
例、第１２図は本発明による装置に用いる変換器
配列（アレイ）の一例である。 符号の説明、１……ドプラ測定装置、２……エ
コー結像装置、３……陰極線管スクリーン、４…
…中央制御装置、５……MSE（ミシング・シグナ
ル・エステイメータ）。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １ 超音波ドプラ血液流速測定と、パルス波また
   は連続波モードと、パルス・エコー振幅結像と、
   の組合せ装置であつて、生物学組織を検査して、
   前記ドプラ測定と前記振幅結像が使用者にとつて
   同時に観測できるような速い交番速度で該ドプラ
   測定と該振幅結像を交互に実行するようにした前
   記組合せ装置において、 前記振幅結像の掃引のための各時間期間は完全
   なまたは意義ある部分の像範囲にわたる超音波ビ
   ームの走査速度が振幅結像それ自身で独立した結
   像装置より低下することなく、その像範囲にわた
   つて完全な掃引をするのに十分な長さを有し、 ドプラ測定のための各時間期間は所要の正確度
   をもつた検定値を得るためのドプラ測定周波数に
   よつて決定される最小の長さを有し、 前記振幅結像は、パルス波測定のための小さく
   限定された領域からなる、または連続波ドプラ測
   定のための変換器の送受信ビーム間のパルス波の
   重なり合う領域を含む、ドプラ測定領域の表示と
   共に表示装置上に実時間で表わされ、 前記組合せ装置は、 パルスまたは連続波モード測定出力を与えるド
   プラ測定装置と、 パルス・エコー振幅結像装置と、 ドプラ測定と振幅結像用の少なくとも１つの超
   音波変換器であつて、前記ドプラ測定装置と前記
   結像装置との信号伝達が可能な範囲内にありそれ
   らと信号伝達を行う前記変換器と、 ドプラ測定と振幅結像とを同期をとつて組合わ
   せて表示し結像とスペクトル・ドプラ・データの
   少なくとも一方を実時間で提供するようにした制
   御装置であつて、前記ドプラ測定装置と前記結像
   装置との信号伝達が可能な範囲内にあり、それら
   と信号伝達を行う前記制御装置と、 前記ドプラ測定を繰返し割込ませ、少なくとも
   意義ある部分において、振幅結像範囲にわたり超
   音波ビームの完全な掃引を行い、各割込みに対し
   振幅結像を十分に更新する手段と、 ドプラ測定の信号に近いスペクトル内容をもつ
   た推定信号を発生する手段であつて、前記ドプラ
   装置の信号伝達範囲内にあり、該ドプラ装置と信
   号伝達を行い、かつ前記推定信号を前記ドプラ測
   定に基づいて決定する前記手段と、 を備え、 ドプラ装置高域フイルタを通して濾波された
   後、少なくとも有益なドプラ測定が行われない
   時、前記推定信号が前記ドプラ測定とその結果と
   して合成されたドプラ信号の出力装置に取つて代
   わり、 それによつて、それ自体で独立したドプラ装置
   によつて単独に測定された最大速度を減少させる
   ことなく、またはそれ自身独立した結像装置によ
   つて単独に生成された振幅像のためのビーム走査
   速度を減少させることなく、瞬時ドプラ測定の近
   似値と、パルス波または連続波と、振幅結像とを
   与える ことを特徴とした超音波ドプラ血液流速測定とパ
   ルス・エコー振幅結像との組合せ装置。 ２ 請求の範囲第１項記載の装置において、推定
   信号を発生する手段は、各推定期間に対し各推定
   期間と関連してある時間中ドプラ信号曲線に基づ
   いて推定値を形成するようにされ、該推定値がそ
   の推定期間中ドプラ測定のドプラ信号に取つて代
   わるようにした前記装置。 ３ 請求の範囲第１項に記載の装置において、更
   に、ドプラ測定を連続的に記憶し、該ドプラ測定
   値の最終記憶部を読み出して各推定期間中推定値
   を形成するようにした記憶装置を有する前記装
   置。 ４ 請求の範囲第３項記載の装置において、更
   に、ドプラ測定値の特性を決定する手段と、ドプ
   ラ測定値の特性、例えばその電力スペクトルに基
   づき調節される瞬時フイルタ特性を持つ制御フイ
   ルタと、フイルタ出力がドプラ測定値の推定を与
   えるように前記フイルタに持続された広帯域雑音
   源とを有する前記装置。 ５ 請求の範囲第４項記載の装置において、更
   に、前記高域フイルタの前に該高域フイルタの過
   渡現象を減少する窓機能を導入する手段を有する
   前記装置。 ６ 請求の範囲第１項記載の装置において、前記
   推定は前記高域フイルタの後のドプラ測定路中で
   行われるようにした前記装置。 ７ 請求の範囲第６項記載の装置において、前記
   高域フイルタ特性は該高域フイルタの過渡現象時
   間と同じ大きさの時間中、増加周波数制限から低
   域カツトオフ周波数まで変化されるようにされた
   前記装置。 ８ 請求の範囲第７項記載の装置において、プレ
   フイルタ網が高域フイルタに組み込まれ、該プレ
   フイルタ網は直列コンデンサ・フイルタと並列抵
   抗器とを有し、そのコンデンサまたは抵抗器は電
   圧制御が可能でありかつフイルタ特性を変える制
   御電圧を供給するようになつている前記装置。 ９ 請求の範囲第１項記載の装置において、更
   に、ドプラ測定とエコー結像との間の転換で、特
   に推定時間の終わりに、ドプラ測定信号または推
   定信号を調節しまたは平滑化する手段を有する前
   記装置。 １０ 請求の範囲第９項記載の装置において、前
   記平滑装置が適当な窓機能、例えば余弦関数によ
   つて１個または複数個の信号を乗じるようにされ
   ることを特徴とする前記装置。 １１ 請求の範囲第１項記載の装置において、少
   なくとも一つの前記超短波変換器は直線に沿つて
   置かれる多数の変換器素子を有し、その変換器素
   子の一部はドプラ測定で送信機として作動する一
   方、該変換器素子の残りの部分は受信機として作
   動すること、および配列状の変換器素子の全数は
   エコー結像中に作動するようにされていることを
   特徴とする前記装置。 １２ 請求の範囲第１項記載の装置において、前
   記出力装置は前記合成されたドプラ信号の可聴出
   力を与えるようにした前記装置。