JPH0324862B2 - - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】 ［産業上の利用分野］ 本発明は超音波ドプラ診断装置、特に生体内運
動部の指定部位（指定領域）の速度情報及び速度
分布の偏差情報を経時的に波形表示する超音波ド
プラ診断装置に関する。

［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、生体内運動部にてドプ
ラシフトを受けた反射波を受波し、受信信号から
ドプラ情報を取り出して前記運動部の速度情報等
を表示することが可能である。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、上記従来の超音波ドプラ診断装
置では、血流の速度等を輝度値に対応させて白黒
表示を行つており、あるいは血流の速度等を色相
に対応させてカラー表示していたが、このような
輝度表示あるいは色相表示では、前記血流の速度
を定量的に、すなわち視覚的にその物理量の大き
さを明確に認識することができないという問題が
あつた。

また、血流等の特定部位の速度を例えば数値で
表示することも行われていたが、この場合には、
経時的にその速度変化を認識することができず、
運動部の速度情報や速度分布の偏差情報等を経時
的に明確に認識することのできる装置が要望され
ていた。

本発明は、上記従来の課題に鑑みなされたもの
であり、その目的は、生体内運動部の指定領域に
おけるドプラ情報をその情報の大きさを振幅に対
応させて経時的に表示し、ドプラ情報の経時変化
を明確に表示することできる超音波ドプラ診断装
置を提供することにある。

［課題を解決するための手段］ 上記目的を達成するために、本発明は、超音波
ビームを生体内に送波し、生体内運動部にてドプ
ラシフトを受けた反射波を受波し、これにより得
られる受信信号から前記運動部の速度情報及び速
度分布の偏差情報を含むドプラ情報を取り出す超
音波ドプラ診断装置において、前記取り出された
ドプラ情報のうち、前記超音波ビームに沿つた指
定領域内のドプラ情報を抽出するゲート回路と、
前記ゲート回路から出力された前記指定領域内の
抽出ドプラ情報を平均化する平均化回路と、前記
平均化回路から出力された平均抽出ドプラ情報を
その情報の大きさを振幅に対応させて経時的に波
形表示する波形表示回路と、を有することを特徴
とする。

［作用］ 上記構成によれば、超音波ビームに沿つた指定
領域内のドプラ情報は、ゲート回路にて抽出さ
れ、更に平均化回路にてその指定領域内で平均化
されることになる。

そして、平均化された平均抽出ドプラ情報は、
波形表示、すなわちその情報の大きさを振幅に対
応させて経時的に表示されることになる。

従つて、操作者は、例えば生体内の血流の特定
位置を指定することにより、その位置のドプラ情
報を平均化させて、振幅表示として経時的に認識
することができる。

また、ドプラ情報として速度情報及び偏差情報
を同一画面上に表示させることにより、互いの相
関関係を同一座標系の上で確認することが可能と
なる。

従来においては、色相変化により、あるいは輝
度変化によりドプラ情報が表現されていたが、本
発明においては、振幅という山の高さでドプラ情
報の大きさが表現でき、これにより、そのドプラ
情報の経時的な変動を容易に把握することが可能
となる。

［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１０の出力は分周同期回路１２に供給さ
れ、該分周同期回路１２によつて所望周波数の各
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１
００、複素変換のための複素基準信号１０２，１
０４、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
ツク信号１０８等を含む。前記複素基準信号１０
２，１０４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素関係となるよう
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１
４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によつ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CRT表示器３０に供給され、
CRT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つて被検体２
０の所望部位に向けて停止するために走査制御器
３２が設けられており、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、CRT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
複素演算に供され、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
供給されて複素信号に変換される。

すなわち、実施例においては、複素信号変換器
３６は位相検波器を含む一組のミキサ３８ａ，３
８ｂ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１０２，１
０４と混合されるが、複素基準信号１０２，１０
４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は混合検波によつて入力された
受信高周波信号と複素基準信号との両周波数の和
と差の周波数の信号を出力し、これら両信号が低
域フイルタ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、他方の入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、前記低域フイ
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
つて説明する。

一方の複素基準信号１０２は送信用の繰返し周
波数frの整数倍の周波数foを有し、その振幅を１
とすれば、 sin2πfo 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
foとすれば sin（2πfo ｔ＋2πfd 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｛2π（fo±ｎ fr）ｔ＋2πfd・（１±
ｎ fr／fo）ｔ｝ のスペクトルが含まれる（frは送信繰返し周波
数、ｎは０、１、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では一方の複素基準信号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。

cos2πfd ｔ−cos（4πfo ｔ＋2πfd ｔ） そして、この出力は低域フイルタ４０ａで2fo
＋fdの周波数が除去されているので、その出力信
号は、 cos2πfd 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、 cos2πfo ｔ ……(4) なる余弦波電圧信号で示され、ミキサ３８ｂの混
合検波及び低域フイルタ４０ｂのフイルタ作用に
よつて、 sin2πfd 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素信号に変換されたことと
なり、これら両信号は次の複素式によつて示すこ
とができる。

Z₁＝cos2πfd ｔ＋ｉ sin2πfd ｔ ……(6) 以上のようにして複素変換された信号Z₁はAD
変換器４２ａ，４２ｂによつてデジタル信号に変
換され、次段の複素デイレーラインキヤンセラ４
４に入力される。前記AD変換器４２へはクロツ
ク信号１０８が供給されて該クロツク信号による
サンプリングが行われている。

実施例においては、前述した複素デイレーライ
ンキヤンセラ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（クラツタ）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、前記複素デイレーラインキヤンセ
ラ４４によつ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。

この複素デイレーラインキヤンセラ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有するデイレーライ
ン４６ａ，４６ｂを有し、このデイレーラインは
例えば１周期の中に含まれるクロツクパルスの数
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
デイレーライン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によつてデイレーライン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
同一深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。

従つて、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、これによつて前述したクラツタを確実
に抑制することができる。

前記複素デイレーラインキヤンセラ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、複素デイレーラインキヤンセラ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。

デイレーライン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＝cos2πfd（ｔ−Ｔ）＋ｉ sin2πfd（ｔ−Ｔ） ……(7) で示され、この結果、差演算器４８の差出力は Z₃＝Z₁−Z₂＝−2sin2πfd・（Ｔ／２）sin2πfd
｛（ｔ−（Ｔ／２）｝ ＋i2sin2πfd（Ｔ／２）・cos2πfd｛ｔ−（
Ｔ／２）｝ となり、ここで差出力Z₃を Z₃＝x₃＋iy₃ にて示せば、各x₃、y₃は次式となる。

x₃＝−2sin2πfd（Ｔ／２）・ sin2πfd｛ｔ−（Ｔ／２）｝ ……(8) y₃＝2sin2πfd（Ｔ／２）・ cos2πfd｛ｔ−（Ｔ／２）｝ ……(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x₃、y₃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５０によつて演算処理さ
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はデイレーライン５２ａ，５
２ｂ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。

Z₄＝x₄＋iy₄ x₄＝−2sin2πfd（Ｔ／２）・ sin2πfd｛ｔ−（３／2T）｝ ……(10) y₄＝2sin2πfd（Ｔ／２）・ cos2πfd｛ｔ−（３／2T）｝ ……(11) Z₄ ^*＝x₄−iy₄とすると、以下の式によつて相関
が求められる。

Z₃Z₄ ^*＝（x₃＋iy₃）（x₄−iy₄）＝x₃x₄＋y₃＋y
₄＋ｉ（x₄y₃−x₃y₄） そして、この相関を求めるため、自己相関器５
０には４個の掛算器５４ａ，５４ｂ，５６ａ，５
６ｂ、そして加減算器５８ａ，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)の各関係式から Ｒ＝x₃x₄＋y₃y₄＝4sin²2πfd・ （Ｔ／２）cos2πfdT ……(12) が得られ、また加減算器５８ｂの出力をＩとすれ
ば、同様に Ｉ＝x₄y₃−x₃y₄＝4sin²2πfd・（Ｔ／２）
sin2πfdT……（13） が得られ、両加減算器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つて平均が求めら
れ、この平均は＝＋ｉで表され、複素相関
が演算される。

前記平均回路はデイレーライン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，６２ｂにて加算し、再びこの出力を
デイレーライン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ツトを出力すれば、
平均値を得ることができる。しかし、単にこの操
作を繰り返し行つていくと、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、重み付回路６４ａ，６
４ｂ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
影響が小さくなり、低域フイ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、重み付回路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、複素
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によつ
て相関出力の偏角θが求められる。すなわち、
偏角θは(12)、（13）式から θ＝tan^-1（／）＝2πＴ ……（15） として求められ、この結果、ドプラ偏移周波数
は ＝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
Ｉ、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有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、
CRT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
定量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
につた任意部位（領域）の速度情報、偏差情報等
のドプラ情報を、その情報の大きさを振幅に対応
させて経時的に波形表示することであり、その波
形表示処理を行う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７２
ａ，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の出力によつて定量情
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Ｄ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、従来の超音波診断装置における
Ｍモード表示の例が示されており、図には心臓の
前壁及び後壁の運動状態が示されている。ここ
で、横軸は時間軸であり、また、縦軸は超音波ビ
ームの方向である深さ方向Ｄが示されている。本
発明においては、前記レンジゲート発生器７６に
より、この深さ方向Ｄにおける指定領域（時間
幅）Ｗを決定してレンジゲート７２でそのＷ内の
ドプラ情報を抽出し、更に平均化回路７４にて、
そのＷ内のドプラ情報を平均化するものである。
なお、指定領域Ｗの最初の位置（深さ時間）Ｄは
レンジゲート発生器７６から表示器３０へゲート
位置信号１０９として出力されている。

また、経時変化演算器７０には、前記平均回路
７４の出力を各ビツ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ツチ７８ａ，
７８ｂと、このメモリラツチ７８の出力をアナロ
グ変換するＤ／Ａ変換器８０ａ，８０ｂと、信号
の１／Ｔの周波数やその他の高周波を取り除く低
域フイルタ８２ａ，８２ｂとが設けられる。前記
平均回路出力のラツチからフイルタ処理までの動
作は時間Ｔの周期で繰り返すことになり、低域フ
イルタ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、低域フイルタ８２ａ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
域フイルタ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
変動しているが、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
時的変化に従つ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。従つて、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、このために低域フイルタ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、
波形表示の画像形成手段としてコンパレータ８
８、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によつて偏向さ
れ、例えば、電圧Ｘは３秒ごとに、電圧Ｙは4K
Hzごとに繰り返される。

そして、コンパレータ８８は二つの入力電圧を
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，８８ｄの順に端子ａ，ｃ，ｂ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CRT表示器３０に出力され、このCRT
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、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，８８ｄとパ
ルス発生器９０ｃ，９０ｄによつて、曲線２０２
及び２０３が画像表示されることになる。この場
合、の値は偏差を示すことになる。

従つて、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
フイルタ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。

従つて、このアドレスメモリに輝度信号を記憶
させることによつて、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け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。

以上説明したように、本発明に係る超音波ドプ
ラ診断装置によれば、生体内運動部の指定領域内
の速度情報及び速度分布の偏差情報を抽出して、
更に平均化し、この抽出された情報をその情報の
大きさを振幅に対応させて経時的に波形表示させ
ることができるので、生体内運動部の特定部位の
速度の経時変化を明確に表示することが可能であ
る。

従つて、生体内運動部の特定部位のその運動情
報を経時的に把握でき、例えば心臓の弁不全等の
診断に有益な情報を提供できる。

【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ツク回路図、第２図は経
時変化演算器の内部回路を示すブロツク図、第３
図は複素デイレーラインキヤンセラ及び自己相関
器の内部回路を示すブロツク図、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…
…複素デイレーラインキヤンセラ、５０……自己
相関器、５２ａ，５２ｂ……デイレーライン、５
４ａ，５４ｂ，５６ａ，５６ｂ……掛算器、５８
ａ，５８ｂ……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 (1)

1. 【特許請求の範囲】 １ 超音波ビームを生体内に送波し、生体内運動
   部にてドプラシフトを受けた反射波を受波し、こ
   れにより得られる受信信号から、前記運動部の速
   度情報及び速度分布の偏差情報を含むドプラ情報
   を取り出す超音波ドプラ診断装置において、 前記取り出されたドプラ情報のうち、前記超音
   波ビームに沿つて指定される指定領域内のドプラ
   情報を抽出するゲート回路と、 前記ゲート回路から出力された前記指定領域内
   の抽出ドプラ情報を平均化する平均化回路と、 前記平均化回路から出力された平均抽出ドプラ
   情報をその情報の大きさを振幅に対応させて経時
   的に波形表示する波形表示回路と、 を有することを特徴とする超音波ドプラ診断装
   置。 ２ 特許請求の範囲１記載の超音波ドプラ診断装
   置において、前記速度情報、及び前記速度分布の
   偏差情報の経時変化を同一画面上に波形表示する
   ことを特徴とする超音波ドプラ診断装置。