JPH0414025B2 - - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】 〔発明の技術分野〕 本発明は超音波振動子の送受信の指向性により
特定の深さからのエコーのみを取り出し、その領
域内の血流の移動速度等をパルスドプラ法により
検出する超音波パルスドプラ装置に関するもので
ある。

〔発明の技術的背景〕

超音波ドプラ法は超音波が移動物体により反射
されると反射波の周波数が上記移動物体の移動速
度に比例して偏移することを利用したもので、超
音波のレートパルスあるいは連続波を生体内に送
波し、そのエコーの位相変化よりドプラ効果によ
る周波数偏移を得るとそのエコーを得た深さ位置
における運動の情報を得ることができる。

例えば、生体内における一定位置での血流の状
態（流れの向き、流れの状態（乱れているか、整
つているか）、流れのパターン、速度の絶対値）
などを知ることができ、これにより心機能などの
検査をすることができる。

ところで、初期には連続波を用いたドプラ法が
研究されていたが、この方法では十分な距離分解
能が得られず、どこの位置の血流情報を捉えてい
るのか良くわからないため、距離分解能の得られ
るパルスドプラ法（レートパルス超音波を用いる
方式）が主流となつて来た。

さらに近年においては超音波パルスドプラ法に
よる血流信号とリアルタイム断層像が同一の超音
波探触子により得られる方法が開発され、血流測
定部位を断層像上で確認できるようになつたた
め、その応用は急速に広がろうとしている。

しかしながら、超音波パルスドプラ法では速い
血流情報を捉えたい場合には超音波の送信パルス
繰り返し周波数（以後、レート周波数と称する）
を高くしなければならない。

一方、レート周波数を高くすれば今度は最大視
野深度（１つの送波超音波パルスが次の送波超音
波パルスの出力されるまでの間に往復できる距
離）が小さくなり、生体表面から十分深いところ
の情報が得られなくなる欠点があつた。

この関係を数式を用いて説明すると、次のよう
になる。今や、ドプラ偏移周波数をd、超音波
パルスの中心周波数を₀、血流速度をｖ、音速を
Ｃ、超音波ビームと血流方向の成す角をθとすれ
ば d＝2vcosθ／Ｃ₀ ……(1) で表わされる。また、レート周波数をrとすると
サンプリング定理から、最大検出可能ドプラ偏移
周波数d_naxは、 d_nax＝r／２ ……(2) となる。従つて第２式からわかるように最大検出
可能血流速度v_naxは、レート周波数_rで制限され
てしまう。

一方、超音波パルス繰返し周波数（レート周波
数r）が決まれば最大視野深度x_naxは x_nax＝Ｃ／2r ……(3) となり、例えば、₀＝2.4MHz、Ｃ＝1500m／ｓ，
r＝1.2kHz，θ＝30゜のとき、(1)，(2)，(3)式から
v_nax＝2.2m／sec，x_nax＝６cmとなる。

(2)(3)式をまとめると、 x_nax・d_nax＝Ｃ／４ ……(4) と書け、最大視野深度x_naxと最大検出可能ドプラ
偏移周波数d_naxとの積は一定である。

以上のように、体表から深い所での速い血流速
を観測することは原理的に不可能であつた。

そこで、第１図に示す如く、最初超音波断層像
を得るときは、充分体表の奥深くまで観測できる
よう、例えば、r＝4kHz（x_nax＝18cm）としてお
き、所望の生体断層像をフリーズして、血流の観
測位置３，４，５をあらかじめ記憶しておく。次
に血流情報を得る場合、速い血流速度まで観測で
きるようにレート周波数rを高くして、例えば、
r＝8kHzのときd_nax＝4kHzのドプラ偏移周波数
まで測定できるようにする。この方式では、第１
図の３，４，５の位置のすべての血流情報が分離
されずに得られる。Ａモード波形でみれば、４′，
５′の反射信号は３′に重なつて検出される。

このように、上記方法によれば体表より深部の
所でも速い血流を測ることが可能であるが、第１
図において３，４，５のポイントの内で、例え
ば、３に心臓壁があり、４の部位の血流情報を得
たいという場合、３の心臓壁のエコー振幅が強す
ぎて４の部位の血流情報はＳ／Ｎよく検出するこ
とができない。その理由は、心臓壁のエコーの強
さは、血流信号より40〜60dB大きいからである。

したがつて、上記方式では、Ｓ／Ｎを損なうこ
となく深部からの血流情報を検出できない欠点が
あつた。

〔発明の目的〕

本発明は上記事情に鑑みて成されたもので、深
部における速い血流に対する情報をＳ／Ｎを損う
ことなく観測できるようにした超音波パルスドプ
ラ装置を提供することを目的とする。

〔発明の概要〕

すなわち本発明は上記目的を達成するため、超
音波を送波してそのエコー信号を検出し、これよ
り超音波断層像を得てこれを表示するとともにこ
の超音波断層像を参照し該超音波断層像中の所望
の位置を指定してその位置に対応した被検査位置
からのエコーを抽出してこれよりドプラ効果によ
る超音波パルスの周波数偏移を解析してその分布
を表示するようにしたドプラ装置において、所定
距離隔てて配設された超音波ビームの送波手段及
び受波手段を用いこれら送波手段及び受波手段の
超音波送受方向を前記被検査位置方向に設定する
ようにし、これにより、前記被検査位置に対する
送波、受波に対し異なる指向性を持たせて測定す
ることが出来るようにして、送波超音波の影響や
他の部分からの反射波の影響を受けることなく被
検査部位からの反射波を検出することが出来るよ
うにし、従つて、速いレートパルスであつても深
部のドプラ測定が可能とし、しかもＳ／Ｎ良く行
えて生体深部におけるより速い血流速度等を精度
良く測定できるようにする。

〔発明の実施例〕

以下、本発明の一実施例について図面を参照し
ながら説明する。

本装置は超音波ドプラを行う時に送波と受波を
異なる超音波振動素子（電気音響変換素子）で行
うようにするもので以下その詳細を説明する。

第２図は本装置の構成を示すブロツク図であ
り、この実施例は電子走査方式の超音波装置の場
合の一例を示している。

ここで電子走査方式の超音波装置と云うのは多
数の微小超音波振動素子を並設してなる超音波探
触子を用いこれらの微小超音波振動素子のうち例
えば所望超音波ビーム送波位置を中心に隣接する
いくつかの微小超音波振動素子を一組として選択
し、この一組の微小超音波振動素子について超音
波ビームの送波方向、焦点（収束点）位置などに
応じて定まる各々の超音波振動素子に対する適宜
な遅延時間をもつて各々の超音波振動素子に励振
パルスを与え、超音波を励振させ、この励振され
た各々の超音波振動素子からの超音波の位相差に
よる干渉を利用して前記所望の送波位置、送波方
向、焦点位置となる超音波ビームを得るようにし
た電気的制御によつて超音波ビームのリニア、セ
クタ（扇形）走査のできる超音波装置である。

ここでは電子走査方式の超音波装置を利用し、
リニア電子走査により生体の断層像を得てこの断
層像より超音波ドプラを行う観測点を定め、送波
用の超音波振動素子群より観測点に超音波ビーム
を送波し、その反射波（エコー）を受波用の超音
波振動素子群により受けるようにする。

第２図において１０は基準信号となる基準クロ
ツクパルス₀を発振する基準発振器、１１はこの
基準クロツクパルス₀を受けてこれを１／250に分周 する分周器、１２は切換スイツチ群である。

１３は遅延時間制御を行う遅延時間制御回路、
２４はシフトレジスタで構成されたデイジタル遅
延回路である。

上記切換スイツチ群１２、送波用遅延回路１
３、デイジタル遅延回路２４は例えば８系統あ
り、図では各々系統別に１〜８の添え字を付して
区別して表示してある。

デイジタル遅延回路２４−１，〜２４−８は基
準クロツクパルスを受け、これを計数して各々与
えられた遅延時間だけ遅延させた後、この基準ク
ロツクパルスを出力するもので、これら各デイジ
タル遅延回路２４−１，〜２４−８の出力は前記
切換スイツチ群１２の各々対応する系統における
スイツチ１２−１，〜１２−８のｂ入力端子に入
力するようになつている。

また、切換スイツチ群１２には各々のスイツチ
１２−１，〜１２−８のａ入力端子に分周器１１
の出力を与える構成としてあり、この各々のスイ
ツチ１２−１，〜１２−８により選択した出力を
各々のスイツチ１２−１，〜１２−８の対応する
系統の遅延回路１４−１，〜１４〜８に与えて遅
延させる構成となつている。

また、各々の遅延回路１４−１，〜１４−８の
出力は各々対応する系統のパルサ１５−１，〜１
５−８に与えられるように構成してあり、パルサ
１５−１，〜１５−８はこの対応する遅延回路よ
り与えられたパルスを受けて超音波励振駆動用の
高電圧の励振パルスを発生するものである。

１６は全体の制御を司る主制御回路、１７はこ
の主制御回路１６によりオン，オフ制御される電
子スイツチであり、複数のスイツチ１７−１，〜
１７−６４よりなる。１８は超音波探触子（超音
波プローブ）であり、超音波送受用の複数の電気
音響変換素子１８−，〜１８−６４を並設してな
る電子走査用のプローブである。

前記電子スイツチ１７は各々のスイツチ１７−
１，〜１７−６４を各々対応する電気音響変換素
子（以下、変換素子と称する）１７−１，〜１７
−６４に１：１で対応させて接続させてある。１
９はプリアンプであり、８系統のプリアンプ１９
−１，〜１９−８よりなる。

これら各プリアンプ１９−１，〜１９−８及び
前記パルサ１５−１，〜１５−８は添え字１で示
す第１の系統のものを電子スイツチ１７における
スイツチ１７−１，１７−９，１７−１７，１７
−２５，…に、また添え字２で示す第２の系統の
ものをスイツチ１７−２，１７−１０，１７−１
８，…に、同様に添え字３で示す第３の系統のも
のをスイツチ１７−３，１７−１１，１７−１
９，…にと云う具合に各々系統別に８ずつずらし
た各対応のスイツチに接続してあり、所望の８個
のスイツチ１７−１，〜１７−８、または１７−
９，〜１７−１７、または１７−１８，〜１７−
２５、または１７−２６，〜１７−３４，…を選
択投入することによりそのスイツチ対応の変換素
子に対する励振とエコーの検出が行える。

２０は受信用デイレーラインでインダクタンス
ＬとコンデンサＣを用いたLC遅延線による８系
統分のデイレーラインで構成されており、各々の
デイレーライン２０−１，〜２０−８は各々対応
する系統の前記プリアンプ１９−１，〜１９−８
に接続されている。このデイレーライン２０−
１，〜２０−８は各々対応する系統の変換素子の
励振時における遅延時間相当分の遅延を該変換素
子の検出したエコーの信号に対し与え、時間軸を
合わせるためのものである。２１は加算器であ
り、デイレーライン２０−１，〜２０−８により
それぞれ遅延されて時間軸を一致させたエコーの
信号を加算し、合成する回路である。２２はこの
加算器２１の出力を検波する検波回路であり、ま
た２３は画像表示用のCRT（陰極線管）等を用い
た表示装置である。

２５−１，２５−２は混合器、２６は90゜位相
シフトする移相器であり、移相器２６は前記基準
クロツクパルス₀を90゜位相シフトして混合器２
５−２に与るものである。前記混合器２５−２は
加算器２１の出力と基準クロツクパルス₀の90゜
位相シフトしたパルスとの混合を行い、また前記
混合器２５−１は加算器２１の出力と基準クロツ
クパルス₀との混合を行う。

２７−１，２７−２は各々低域フイルタであ
り、低域フイルタ２７−１は混合器２５−１の出
力を波して低域成分を抽出し、また、低域フイ
タ２７−２は混合器２５−２の出力を波して低
域成分を抽出する。

２８−１，２８−２はサンプルホールド回路、
２９はレンジゲート設定回路であり、基準クロツ
クパルス₀を基準にカウントし、設定した所望の
深さ位置区間のエコー検出タイミングに合わせた
サンプリング・ホールド制御出力を発生する。前
記サンプルホールド回路２８−１，２８−２はこ
のサンプル・ホールド制御出力を受けて対応する
低域フイルタ２７−１，２７−２の出力のサンプ
リングとホールドを行い、上記設定した所望深さ
位置区間のエコー検出出力の抽出を行う。

３０−１，３０−２はこれら各サンプルホール
ド回路２８−１，２８−２に対応して設けられた
バンドパスフイルタであり、３１はバンドパスフ
イルタ３０−２の出力を90゜位相シフトする位相
器、３２−１，３２−２，３３は各々加算器で、
加算器３２−１及び３２−２はバンドパスフイル
タ３０−１の出力と位相器３１の出力を各々加算
し、また、加算器３３はこれら加算器３２−１，
３２−２の出力を加算する。

３４はこの加算器３３出力を周波数分析する周
波数分析器であり、３８はこの周波数分析結果を
表示するCRTによる表示装置である。

３６はフリーズ回路であり、検波回路２２より
得られる超音波断層像の所望の１フレーム分を記
憶して読み出しこれを表示装置２３に表示させる
ためのもので読み出し、書き込みのタイミングは
制御回路１６により制御される。

３７はサンプリングする観測点の深さ位置並び
に送信超音波振動素子群位置と受信超音波振動素
子群に与える上記観測点に対する送受方向を得る
ための該各振動素子群各々に必要な遅延時間対応
のデータが格納されたROM（読み出し専用のメ
モリ）、３８は制御回路１６の出力を受け、超音
波断層像上におけるドプラの上記観点位置対応の
位置にドプラマーカを表示させるためのドプラマ
ーカ発生器である。

次に上記構成の本装置の作用について説明す
る。

本装置ははじめに超音波断層像を得てドプラ観
測点を設定し、それからドプラ観測に入る。基準
発振器１０から出力される例えば10MHzの基準ク
ロツクパルス₀は、1/250分周する分周器１１に
より4kHzまで分周され、これにより超音波の送
信繰返し周期に相当する周期のレートパルスが作
られて切換スイツチ群１２のａ側端子にそれぞれ
与えられる。本装置は断層像情報抽出モードと、
血液情報抽出モードのいずれか一方を選択できる
ようになつており、これらモード選択は切換スイ
ツチ群１２によつて行い、この切換スイツチは断
層像情報抽出モードのときａ側に倒れている。従
つて、超音波断層像を得る場合、上記レートパル
スは各々切換スイツチ群１２を介して対応する遅
延回路１４−１，〜１４−８に入力されることに
なる。上記レートパルスは、遅延時間制御回路１
３によりコントロールされる送波用遅延回路１４
−１，〜１４−８で超音波ビームの電子収束に必
要な所定の遅延時間が与えられた後、それぞれ対
応するパルサ１５−１，〜１５−８に駆動信号と
して供給される。（ここでは、一例として、超音
波ビームを集束させるために、８素子の超音波振
動素子を同時駆動する場合について示している。）
一方、超音波プローブを構成する超音波振動素子
１８−１，〜１８−６４に対応して設けられた電
子スイツチ１７−１，〜１７−６４は、リニア電
子走査が成されるよう主制御回路１６で制御され
て、まず最初のレートで１７−１，〜１７−８の
８個がオンとなり、パルサ１５−１，〜１５−８
の出力はこれらのオンとなつたスイツチ１７−
１，〜１７−８を介して各々対応する超音波振動
素子１８−１，〜１８−８に印加される。これに
より各振動素子１８−１，〜１８−８は励振され
て、超音波を送波する。これら振動素子１８−
１，〜１８−８から送波された超音波は互いの位
相差による干渉によりビムとなり、この超音波ビ
ムは生体内に向けて送波される。そして生体内で
の反射超音波は送波時と同じ振動素子１８−１，
〜１８−８で受波され電気信号に変換された後、
スイツチ１７−１，〜１７−８を介してプリアン
プ１９−１，〜１９−８に加えられて適宜増幅さ
れ、さらに遅延時間制御回路１３によりコントロ
ールされる受波用遅延回路２０−１，〜２０−８
で送波時と同程度の遅延時間が与えられて時間軸
をそろえた後、加算器２１で加算合成される。

この加算器２１の出力は検波回路２２で検波さ
れて後、CRT表示装置２３のＺ軸に輝度変調信
号として加えられる。一方、CRT表示装置２３
のＸ，Ｙ軸には主制御回路１６から超音波ビーム
の走査に同期した偏向信号が加えられている。そ
して、断層像情報抽出モードにおける次のレート
ではスイツチ１７−１，〜１７−６４のうち１個
分ずれた１７−２，〜１７−９の８個がオンとな
り、これによつて今度は超音波振動素子１８−２
〜１８−９により超音波の送波が行われる。以下
同様にレート毎に送受波に用いる振動素子群を１
個ずつずらした新たな８個を励振させることによ
り、超音波ビームのリニア電子走査を行う。この
結果、CRT表示装置２３の画面上に生体内の断
層像が表示される。

次に、血流情報検出モードについて説明する。
第３図は、上記方式によつて得られた断層像９と
超音波プローブ１との関係を示したもので、血管
８が抽出されている。今、点Ｐにおいて、高速で
流れる血流情報をとらえたい時、図示しない操作
手段を操作して第２図におけるドプラマーカ発生
器３８により、CRT表示装置２３上に、サンプ
ルマーカ３，４と超音波送信ビームマーカ７を表
示する。次いで図示しない操作手段により断層像
フリーズの指示を与え、この断層像をフリーズ回
路３６によつてフリーズしてCRT表示装置２３
上に静止画像として表示すると同時に血流情報抽
出モードに切換えるべく指示を与える。さらに、
同時に第２図における分周器１１によつて、超音
波送信繰り返し周波数（レート周波数r）を、例
えば4kHzから8kHzに切換え、高い周波数で血流
情報をサンプリングできるようにする。

この血流情報抽出モードでは、切換スイツチ１
２はｂ側に切換えられ、これによりデイジタル遅
延回路であるシフトレジスタ２４−１，〜２４−
８の出力が送波用遅延回路１４−１，〜１４−８
に供給される。シフトレジスタ２４−１，〜２４
−８は基準発振器１０からの基準クロツクパルス
により駆動されてシフトする。シフトレジスタ２
４−１，〜２４−８には、ROM３７から第３図
の超音波送波ビームの偏向角度θ₁に対応したデー
タが、予めプリセツトされている。シフトレジス
タ２４−１〜２４−８により超音波ビームの偏向
のための遅延時間が与えられたパルスは、切換ス
イツチ１２を介して送波用遅延回路１４−１，〜
１４−８でさらに超音波ビーム収束のための遅延
時間が与えられた後、パルサ１５−１，〜１５−
８に駆動信号として供給される。ここで送波時に
は電子スイツチ１７−１，〜１７−６４は、振動
素子１８−１〜１８−６４のうち第３図の振動素
子群Ａに相当する８個のみが選択されるように主
制御回路１６によつて制御され、パルサ１５−
１，〜１５−８の出力はこのようにして選択され
た８個の振動素子に印加され、超音波ビーム偏向
角θ₁をもつて生体内に向けて送波される。

一方、受信時には、第３図の振動素子群Ｂに相
当する８個の振動素子のみが選択されるようにス
イツチ１７−１〜１７−６４が制御され、その選
択された８個の振動素子で生体内からの反射超音
波が受波されて血流信号が取出される。振動素子
群Ｂを選択する一手段としては、第３図におい
て、送信超音波ビームの偏向角度θ₁、Ａ−Ｐ間の
距離d_T、Ｂ−Ｐ間の距離d_R、受信エコーの偏向角
度をθ₂とすれば、Ａ−Ｂ間の距離Ｒは、 Ｒ＝√² _T＋² _R−2_{T R}（₁＋₂） …(5) で求められ、サンプルマーカ（Ｐ点）とＡ−Ｂ間
の距離Ｒとの対応関係を主制御回路内のROMに
メモリーしておけば、サンプルマーカＰに連動し
て振動素子群Ｂを選択することができる。

上記、振動素子群Ｂで得られた受信信号は、プ
リアンプ１９−１，〜１９−８により各々増幅さ
れ、そして、各々受信超音波ビーム偏向および超
音波ビーム収束のための遅延時間を受波用遅延回
路２０−１，〜２０−８で与えた後、加算器２１
で合成される。

この合成信号は、混合器２５−１，２５−２に
入力され、ここで基準クロツクおよびこの₀を移
相器２６で90゜位相シフトした信号と混合された
後、さらに低域フイルタ２７−１，２７−２でド
プラ偏移周波数成分dのみが抽出される。

次いで、このドプラ偏移周波数成分はサンプル
ホールド回路２８−１，２８−２に加えられる。
第３図の点Ｐにおける血流信号を得るために、レ
ンジゲート設定回路２９でレートパルスからTd
＝t₂−t₁（但しt₂はＡ−Ｐ及びＢ−Ｐ間を超音波が
通過するための時間、t₁は（レート周波数）^-1）
なる時間遅延したパルスでサンプルホールドする
ことにより、第３図のサンプルマーカ部位４から
の信号成分のみが抽出される。この関係を第４図
を用いてさらに詳しく説明する。波形ａはレート
パルス信号で、例えばr＝8kHz（t₁＝125μsec）
である。また、波形ｂは超音波励振用の励振パル
ス信号であり、波形ｅは、第３図Ｐ点からの受信
エコー信号を示していて、点Ｐの受信エコーは次
のレート時の励振パルスの出力タイミングから、
t₂−t₁の時間のときサンプルホールドされる。

次に、サンプルホールド出力信号は、バンドパ
ス（帯域通過）フイルタ３０−１，３０−２を通
して波することにより血流より運動の遅い、従
つて低域分の信号となつてあらわれる血流による
ドプラ偏移周波数dのみが抽出される。そして、
フイルタ３０−１，３０−２の出力は90゜移相器
３１、加算器３２−１，３２−２および加算器３
３で血流の順流、逆流判別されつつ合成された
後、周波数分析器３４でその周波数、つまり血流
によるドプラ偏移周波数が分析され、CRT表示
装置３５の画面上に表示される。

上記の構成によれば、超音波ドプラモード時に
は超音波断層像を見ながらドプラ観測点を定め、
また超音波送波用の超音波振動素子群と受波用の
超音波振動素子群を異ならせ、且つ送波と受波の
位置が異なるようプローブの超音波振動素子を選
択使用するようにして観測点に対する送波、受波
に対し異なる指向性を持たせて測定するようにし
たので、送波超音波に影響を受けることなく観測
点からの反射波を検出することができるようにな
り、従つて、速いレートパルスであつても深部の
ドプラ測定が可能であり、しかもＳ／Ｎ良く行え
るので、生体深部におけるより速い血流速度を
Ｓ／Ｎを損なうことなく捕えることができる。

従つて、例えば僧房弁狭さく症のジエツト流な
どの速度検出に有用である。

なお本発明において使用可能な超音波プローブ
は超音波振動素子が一列に配列されたものに限ら
ない。

以上は電子走査方式による実施例であるが本発
明は単一超音波振動子によるプローブを２個用い
ても実現可能である。以下、その実施例について
第５図を参照して説明する。

ここでは送波用プローブと受波用プローブがそ
れぞれ１つずつ計２つを利用して実施する場合を
説明する。

本装置においては送波用プローブ６１と受波用
プローブ６２を所定距離隔てて配置し、各々のプ
ローブにおける超音波ビーム送受方向が生体の所
望の観測点Ａに向うように設定する。

このような状態において、基準信号発生回路６
３よりレートパルス発生回路６４に基準パルスが
与えられると、このレートパルス発生回路６４は
これを分周し、超音波パルスを繰り返えし送波す
るためのレート信号をつくる。このレート信号は
送波回路６５に与えられ送波プローブ６１を駆動
し、超音波パルスを送波する。

一方、これとは別の受波用プローブ６２で送波
用プローブ６１と受波用プローブ６２の互いに重
なる送受波領域Ｚからのエコーを受波する。この
受波用プローブ６２からの電気信号は受波回路６
６に与えられ、ここで増幅されてそれぞれ混合器
６７ａ，６７ｂに入力される。混合器６７ａ，６
７ｂには基準信号発生回路６３の出力を90度位相
の異なる２つの参照信号に変換する移相器７０か
らの該異なる一方の参照信号が入力されており、
各々その異なる参照信号と混合され、位相検波さ
れる。これにより、各々参照信号との差の信号が
抽出される。

すなわち、90度位相差のある参照信号により、
一方では早い方に周波数偏移したものを、また他
方では遅い方に周波数偏移したものがそれぞれ抽
出される。

このようにして抽出された位相検波された信号
は、所定の位置に対応した信号のみを取り出すた
めに時間ゲートをかけてそのゲート内の信号を抽
出するレンジゲート回路７１ａ，７１ｂで切り出
される。すなわち、上記観測点Ａ位置に相当する
位置の信号を取り出すべくレンジゲートをかけて
該位置に対応する信号を抽出する。

その後、大きなエコーの臓器の壁などの影響を
取り除き、レンジゲートによる高調波を取り除く
ため、バンドパスフイルタ６８ａ，６８ｂを通
し、そして周波数分析器６９に送られる。すなわ
ち観測部位が心臓ならば運動する心臓の隔壁や他
の組織との境界、血管が対象ならばその管壁など
の影響（これらは血流に比べ運動が遅いので低域
分をカツトすれば除去できる）やレンジゲートに
よる高調波が取り除かれる。

そして、このバンドパスフイルタ６８ａ，６８
ｂを通した信号は周波数分析器６９に送られて周
波数分析され、両信号よりレンジゲート内でのエ
コーの周波数偏移の分布が解析される。この解析
の結果はTVモニタ等の表示装置７２または図示
しないレコーダに送られ、ここに表示または記録
される。これによつて、前記観測点Ａ位置におけ
る血流などの速度情報を知ることができる。この
場合、従来のパルスドプラ法のようにＣ／2rだ
け離れた位置からのエコーによる速度情報の混信
はプローブの指向性により防止でき、従つて生体
の深部における観測が可能となる。また、送波用
プローブ６１は従来のエコー法によるUCG像表
示にも用いることができる。また、送波用プロー
ブ６１はＭモード用受波回路７３にも接続され、
この受波回路７３の出力を対数特性を有する送波
回路７４で検波して周波数分析器６９の出力と同
時に表示系に送り、表示装置７２に表示すること
により、Ｍモード像とともに観測することもでき
る。

以上、送波用プローブおよび受波用プローブを
それぞれ１つずつ用いた例を説明したが例えば送
受の一方を電子走査形のプローブとすることもで
きる。また、送波用と受波用プローブは同一プロ
ーブに所定距離隔てて一体に取り付けた構造とし
ても良い。

〔発明の効果〕

以上詳述したように本発明は、超音波を送波し
てそのエコー信号を検出し、これより超音波断層
像を得てこれを表示するとともにこの超音波断層
像を参照し該超音波断層像中の所望の位置を指定
してその位置に対応した被検査位置からのエコー
を抽出してこれよりドプラ効果による超音波パル
スの周波数偏移を解析してその分布を表示するよ
うにしたドプラ装置において、所定距離隔てて配
設された超音波ビームの送波手段及び受波手段を
用いこれら送波手段及び受波手段の超音波送受方
向を前記被検査位置方向に設定するようにしたこ
とより、前記被検査位置に対する送波、受波に対
し異なる指向性を持たせて測定することが出来る
ようにしたので、送波超音波の影響や他の部分か
らの反射波の影響を受けることなく被検査部位か
らの反射波を検出することが出来るようになり、
従つて、速いレートパルスであつても深部のドプ
ラ測定が可能となり、しかもＳ／Ｎ良く行えるの
で生体深部におけるより速い血流速度等を精度良
く測定でき、診断上極めて有用になるなど、画期
的な超音波パルスドプラ装置を提供することがで
きる。

【図面の簡単な説明】

第１図は従来例の欠点を説明するための図、第
２図は本発明の一実施例を示すブロツク図、第３
図はその位置決めの様子を説明するための図、第
４図は本発明の動作を説明するためのタイムチヤ
ート、第５図は本発明の他の実施例を示すブロツ
ク図である。 １０…基準発振器、１１…分周器、１２…スイ
ツチ、１３…遅延時間制御回路、１４…遅延回
路、１５…パルサ、１６…制御回路、１７…スイ
ツチ、１８…超音波振動素子、１９…プリアン
プ、２０…デイレーライン、２１，３２−１，３
２−２，３３…加算器、２２，７４…検波回路、
２３，３５，７２…表示装置、２５−１，２５−
２…混合器、２６，３１，７０…移相器、２７−
１，２７−２…低域フイルタ、２８−１，２８−
２…サンプルホールド回路、２９…レンジゲート
設定回路、３０−１，３０−２，６８ａ，６８ｂ
…バンドパスフイルタ、３４，６９…周波数分析
器、３６…フリーズ回路、３８…ドプラマーカ発
生器、６１，６２…プローブ、６３…基準信号発
生回路、６４…レートパルス発生回路、６５…送
波回路、６６，７３…受波回路、７１ａ，７１ｂ
…レンジゲート回路。

Claims (1)

【特許請求の範囲】
1. １ ドプラ観測点に向けて、超音波を送波する超
   音波送波手段と、この超音波送波手段とは異なる
   位置にあり、前記送波方向とは異なる方向より、
   このドプラ観測点からの反射波を受波する超音波
   受波手段と、超音波を送波し、この反射波を受波
   する時間よりも短かい周期で、これら送波手段及
   び受波手段を駆動する駆動手段と、この受波した
   反射波をドプラ分析するドプラ分析手段とを設け
   たことを特徴とする超音波パルスドプラ装置。