JPH0571253B2 - - Google Patents

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JPH0571253B2
JPH0571253B2 JP60031150A JP3115085A JPH0571253B2 JP H0571253 B2 JPH0571253 B2 JP H0571253B2 JP 60031150 A JP60031150 A JP 60031150A JP 3115085 A JP3115085 A JP 3115085A JP H0571253 B2 JPH0571253 B2 JP H0571253B2
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signals
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Description

【発明の詳細な説明】 〔技術分野〕 本発明は、超音波診断装置に係り、特に、生体
内の運動部分の運動速度分布、速度分散、反射強
度を正確に測定して表示する超音波診断装置に適
用して有効な技術に関するものである。
〔背景技術〕
生体内の運動部分の運動速度を測定し、２次元
に表示することのできる従来の超音波診断装置
は、例えば、特開昭58−188433号公報に記載され
るように、超音波振動子による超音波の送波と受
波の方向が同一である通常の超音波の送受波方式
を用い、超音波ビーム通過線上にある生体内運動
部分の速度分布を測定し、これを微少量ずらすこ
とを繰り返すことにより、表示装置に生体内運動
部分の速度分布像を２次元に表示している。
しかしながら、生体内運動部分の速度測定の精
度を良くするためには、生体内の同一方向に多数
回の超音波送受波を行わなくてはならず、また、
超音波の速度に由来する完像時間の制限のため、
リアルタイムで表示されるフレームレートは必ず
しも満足でなかつた。すなわち、生体内において
超音波を距離１mm往復させる時間は略1.3μsecか
かり、例えば、180mm往復させるには略1.3×
180μsecかかる。超音波ドツプラ効果を用いて血
流速度及び速度分散を求め、診断資料とする場
合、何度も超音波ビームを打ち出さなければなら
ない。
例えば、180mmの深さの物体を検査する場合、
一方向に10回打ち出したとすると、1.3×180×
10μsecかかる。そして、１画面を形成するのに、
走査線が50本必要であるとすると、1.3×180×10
×50μsecの時間がかかつてしまうという問題があ
つた。
さらに、例えば、心臓の壁のような低速運動部
分は、被測定対象である血流に比較して運動速度
が遅く、かつ、その反射強度が血流に比較して著
しく強大なため血流速度測定の障害となる。この
ような血流測定の障害となる、生体内低速運動部
分、又は、固定部分の信号成分は、繰り返し周波
数の近傍にある程度の広がりを持つて存在するた
め、前記公知の方法では、単一消去型の１チヤン
ネル複素信号キヤンセラを用いているため、心臓
の壁等の生体内の低速運動部分、又は、固定部分
からの信号成分を充分に除去できないという問題
があつた。
従来の生体内速度分布を２次元に表示すること
のできる超音波診断装置における一表示例とし
て、走査領域略55゜、診断深度略14cm、走査線本
数32本の場合があり、この表示画像は、第９図の
右半分の実線部分Ａに示すような破れ傘状にな
り、特に深い深度部での表示画像は、櫛歯状にな
り分解能に欠けるという問題があつた。
〔発明の目的〕
本発明の目的は、生体内運動部の２次元表示を
行う超音波診断装置の音速に由来する完像時間の
制限を取り除き、診断に充分な走査領域、走査本
数、フレームレートを有し、低速度血流成分まで
測定することができる技術を提供することにあ
る。
本発明の前記ならびにその他の目的と新規な特
徴は、本明細書の記述及び添付図面によつて明ら
かになるであろう。
〔発明の概要〕
本願において開示される発明のうち、代表的な
ものの概要を簡単に説明すれば、下記のとおりで
ある。
すなわち、生体内運動部分の速度分布を２次元
に表示することのできる超音波診断装置におい
て、超音波出射方向と超音波受波方向が微少量異
なる超音波並列受波方式を用いることにより、表
示画像のフレームレートの増加をはかるものであ
る。さらに、前記並列受波方式を採用した装置に
おいて帰還付多重消去型多チヤンネル複素信号キ
ヤンセラを設けることにより、超音波反射信号か
ら生体内における動きの遅い低速運部分、又は、
固定部分からの反射波による信号成分を除去し、
生体内の運動信号成部のうち必要とする血流信号
成分を精度良く抽出することができるようにした
ものである。
また、並列受波回路の受波感度を補正する感度
補正回路を設けることにより、画像の乱れの少な
い良品質の断層像及び生体内の運動部分の速度分
布像を得ることができるようにしたものである。
〔発明の構成〕
以下、本発明の構成について、実施例とともに
説明する。
なお、実施例を説明するための全図において、
同一機能を有するものは同一符号を付け、その繰
り返しの説明は省略する。
第１図乃至第１６図は、本発明の一実施例の超
音波診断装置を説明するための図であり、第１図
は、その超音波診断装置の全体の概略構成を示す
ブロツク図、第２図は、受波回路の並列詳細構成
を示すブロツク図、第３図及び第４図は、並列受
波回路の原理を説明するための説明図、第５図乃
至第８図は、並列受波方式を用いて表示される表
示画像の例を示す図、第９図は、従来の超音波受
波方式と本実施例の並列受波方式による表示画像
を比較するための図、第１０図は、単一消去型複
素信号キヤンセラの構成を示すブロツク図、第１
１図は、帰還付多重消去型複素信号キヤンセラの
一実施例の帰還付二重消去型複素信号キヤンセラ
の構成を示すブロツク図、第１２図は、単一消去
型、帰還付二重消去型、理想的な複素信号キヤン
セラの速度レスポンスを示す図、第１３図は、キ
ヤンセラ入力の一実施例の周波数特性を示す図、
第１４図は、キヤンセラ入力が第１３図で示され
るときの単一消去型、帰還付二重消去型、理想的
なキヤンセラの出力の周波数特性を示す図、第１
５図は、帰還付二重消去型複素信号キヤンセラの
一実施例の詳細な構成を示すブロツク図、第１６
図は、感度補正演算処理回路の一実施例の２チヤ
ンネルレベル差補正回路の構成を示すブロツク図
である。
第１図において、１は超音波ビームを送受する
ための探触子であり、第２図に示すようにｎ個の
短冊状振動子（以下、エレメントという）をアレ
ー状に並べることによりトランスジユーサを構成
したものである。その探触子１の各エレメント
＃１〜＃ｎは、切換回路２に接続されている。
この切換回路２は、ｎ個のエレメント＃１〜
＃ｎから順にｋ個のエレメントを選択し、送波回
路３の送波パルサー３Ａ（P1〜P5）及び受波増幅
器４Ａ（R1〜R5）に接続する動作を行うためのも
のである。前記送波パルサー３Ａは送波回路３の
送波位相制御回路３Ｂに接続され、位相制御され
たパルスを作成する。受波増幅器４Ａの出力は、
受波整相回路４及び５に導かれる。これらの受波
整相回路４及び５は、前記各エレメントからの受
波信号の位相を制御することにより、各々の受波
指向性をずらせることが可能となつている。な
お、本実施例の並列受波技術の詳細については、
後で述べる。
前記超音波探触子１により受波され増幅、整相
された２チヤンネルの受波信号は、安定な高周波
信号を発生する水晶発振器OSC１０の出力を同
期回路１１を用いて、探触子振動周波数に応じた
参照波により混合器６，８で復調される。また、
血流方向指示のため前記参照波を移相器１２を用
い90゜位相をずらし、前記受波信号を混合器７，
９を用いて復調するようになつている。
これまでは、アナログ信号処理を並列に行つて
きたが、１３はこれを時系列的に変換するための
マルチプレクサーであり、この制御は同期回路１
１によつて行われる。１４はアナログ・デジタル
（Ａ／Ｄ）コンバータであり、後の演算をデジタ
ルで処理するために、アナログ信号をデジタル信
号に変換するためのものである。
１５は帰還付多重消去型多チヤンネル複素信号
キヤンセラの一実施例の帰還付二重消去型２チヤ
ンネル複素信号キヤンセラであり、血流等の運動
速度測定に著しい妨害となる生体内の動きの遅い
部分又は固定部分からの反射信号成分を除去する
ためのもである。この帰還付二重消去型の２チヤ
ンネル複素信号キヤンセラ１５の詳細については
後で述べる。
前記抽出されたドツプラ成分を持つ各チヤンネ
ルの複素信号から、生体内の運動部分の反射強度
を演算する反射強度演算回路１６と、速度を演算
する平均速度演算回路１７と、その速度分散を演
算する速度分散演算回路１８を用いて、生体内運
動部分の反射強度、速度、速度分散を求めるよう
になつている。これらの演算方法については、特
願昭59−263199号の明細書及び図面に詳しく記載
されている。
前述の演算結果を用いて表示装置上に２次元で
表示するためのエンコーダ１９を用い、前記演算
結果に対応する大きさの信号を作成する。
次に、並列受波方式に用いた受波装置の各チヤ
ンネル間の受波感度のレベル差及びノイズ差があ
つた場合、表示装置に表示される生体内速度分布
像には、超音波ビーム方向ごとに画像の乱れが生
じる。また、実際の超音波診断装置においても、
並列受波装置の各チヤンネル間には、受波感度の
レベル差、ノイズ差は存在する。
そこで、並列受波装置の受波感度のレベル差、
ノイズ差に起因する生体内血流速度分布像等の診
断に不要な画像の乱れを除去するために、生体内
の打ち出した超音波パルスビームの反射波を同時
に並列受波し、エンコーダ１９によりコード化さ
れた生体内運動部分の演算血流信号の重み付け演
算を行う演算手段と、前記同時演算血流信号とこ
の信号と隣りの演算血流信号とによる重み付け演
算を行う演算手段とからなる感度補正回路５４
（以下、２チヤンネルレベル差補正回路という）
を用いる。この２チヤンネルレベル差補正回路の
構成及び演算方法については、特願昭59−255920
号の明細書及び図面に詳しく記載されている。
２チヤンネルレベル差補正回路５４は、次の実
験相関式(1)に基づく演算を施すことにより、隣り
合う２チヤンネル間のレベル差を補正するための
ものである。
Ｄ＝Ｍ・Dn＋D0／Ｍ＋１ ……(1) 但し、Ｍ：実験結果から設定される任意の実数 Ｄ：感度補正された演算血流信号 Dn：被験体のある深さで反射された超音
波が受波されるエレメントの動作順
（時系列）に演算血流信号を右方向に
並べた時のある時刻ｔの演算血流信号 D0：反射強度信号Dnの１つ右の演算血流
信号 次に、２チヤンネルレベル差補正回路５４の一
実施例を第１６図に示す。
すなわち、生体内の打ち出した超音波ビームの
反射波を同時に並列受波した演算血流信号の重み
付け演算を行う第３演算器６０、１チヤンネル分
の演算血流信号を記憶させるためのラインメモリ
６１及び前記同時受波演算血流信号とこの演算血
流信号の隣りの演算血流信号とによる重み付け演
算を行う第４演算器６２からなり、この制御は同
期回路１１により行われるようになつている。
この２チヤンネルレベル差補正回路５４を用い
ることにより、並列受波装置の各々のチヤンネル
の受波感度のレベル差とノイズ差に起因する２次
元生体内速度分布像の表示画像の輝度の乱れを除
去し、高品質の画像を得ることができる。
２０は画像メモリであり、２チヤンネルレベル
差補正回路５４で得られた信号、及び、平均速度
演算回路１７、速度分散演算回路１８で得られた
信号を記憶させるためのものである。
２１はアドレス発生回路であり、画像メモリ２
０の書き込み及び読み出しアドレスを発生させる
ものである。２２はデジタル・アナログコンバー
タであり、得られたデジタル信号をアナログ信号
電圧（輝度変調信号）に変換し、切換回路２３を
介して表示装置２４に供給され、Ｂモードあるい
はＭモードの運動速度分布画像が表示される。
通常の超音波断層像のＢモードあるいはＭモー
ド表示を行うための出力信号は、探触子１により
受波された２チヤンネルの反射信号を増幅し、整
相した後、検波回路５０、マルチプレクサ１３′、
並列受波装置の受波感度のレベル差、ノイズ差に
起因する画像の乱れを除去するため、生体内の打
ち出した超音波ビームの反射波を同時に並列受波
した受波信号の重み付け演算を行う第１演算手段
と、前記同時受波信号とこの受波信号の隣りの受
波信号とによる重み付け演算を行う第２演算手段
とからなる演算処理機構を有する２チヤンネルレ
ベル差補正回路５５を用いる。この２チヤンネル
レベル差補正回路５５の構成は、第１６図に示す
ものと同じものを用いる。２チヤンネルレベル差
補正回路５５により、補正された、受波信号は画
像メモリ２０′に書き込まれる。２２′はデジタ
ル・アナログコンバータであり、得られたデジタ
ル信号をアナログ信号電圧（輝度変調信号）に変
換し、切替回路５２を介して表示装置２４に供給
される。表示装置２４上には、表示制御回路５３
により、通常の断層画像と生体内速度分布像の両
者を選択的にあるいはこれらの両画像を重ね合わ
せた表示を行うことができる。
また、本実施例において、エンコーダ１９をカ
ラーエンコーダとして用いて、反射強度、平均速
度、速度分散の演算結果に応じた大きさの信号
で、赤色（Ｒ）、緑色（Ｇ）、青色（Ｂ）の３原色
に分解し、表示装置２４のブラウン管としてカラ
ーブラウン管を用いて生体内速度分布像速度を色
彩表示することも可能である。
次に、前述の並列受波方式の詳細について説明
する。
超音波の送受波の方向を微少量異ならせて、超
音波振動子の間隔より狭い間隔の超音波送受波総
合指向性を得る方法として、 (1) 送波と受波とで互いに異なる超音波振動子群
を用いて送波による指向性と受波による指向性
とを互いに異ならせ、これらを合成して両者の
中間の総合指向性を得る方法（例えば、特公昭
57−35653号公報参照）がある。すなわち、第
３図のように探触子１のｎ個の短冊状のエレメ
ントのうち、エレメント＃１〜＃５を励振すれ
ば、送波ビームは、通常では用いた振動子の中
間の軸上Ｔ１（一点鎖線表示）方向にある。こ
の時にＲ１方向の反射エコーを受波するには、
エレメント＃１〜＃５を用い、Ｒ２方向の反射
エコーを受波するには、エレメント＃１〜＃６
を用いて、２方向に受波器の指向特性をもたせ
る。これにより、送受波総合の指向性は、各々
TR１，TR２の両方向にある。
(2) 受波において１組のエレメントを用い、この
受波信号を２つの受波整相回路に導き、受波整
相回路内の各エレメントからの信号の位相を制
御することにより、各々の受信指向性をずらせ
る方法（例えば、特公昭56−20017号公報参照）
がある。すなわち、第４図のように＃１〜＃５
の各エレメントは各々遅延回路TA1，TB1〜
TA5，TB5に接続する。Ａグループの遅延回路
は加算器１０１へ、Ｂグループの遅延回路は加
算器１０１′に接続される。各遅延回路の遅延
量は、ＡグループについてはＡ点、Ｂグループ
についてはＢ点からの音波が各エレメントに到
達する時間差（音路差）に相当する遅延時間で
与えられる。すなわち、Ａ点はＢ点からの超音
波信号が各エレメントに入射して音圧に変換さ
れ、各エレメントからの信号が加算器１０１又
は加算器１０１′の入力端が全て同位相となる
遅延量が与えられる。このような構成の２組の
受波整相回路では、同一のエレメントを用いて
２方向の指向性を得ることができる。
例えば、第５図のように、走査領域が50゜、一
画面あたりの走査本数が50本、診断深度が100mm、
フレームレートが15フレーム毎秒の場合、並列受
波方式を用いることにより、実際には超音波ビー
ムを生体内に発射するのは実線で示した25本の走
査線分だけでよく、前記と同じ走査領域、走査本
数、診断深度のとき、実像時間を約1/2に短縮す
ることが可能となる。これにより、フレームレー
トが約２倍の30フレーム毎秒となる。
また、第５図と同じ走査領域、診断深度、フレ
ームレートとすると、第６図のように、走査線密
度を約２倍の１画面あたり100本となる。
また、第５図と同じ走査本数、診断深度、フレ
ームレートとすると、第７図のように走査領域が
約２倍の100゜となる。また、第５図と同じ走査領
域、走査本数、フレームレートとすると、第８図
のように診断深度が約２倍の200mmとなる。
以上をまとめると、並列受波方式を用いる利点
は次のようになる。
(1) 走査本数が一定のとき、 フレームレートの向上がはかれる。
診断深度を深くすることができる。
(2) 走査本数を変えた場合、 走査線密度を上げることができる。
走査領域を広げることができる。
また、これらの効果を組み合わせることも可能
である。
そこで、第９図右半分の実線部Ａに示す場合
と、同一の条件で並列受波方式を用いると、走査
線本数が一画面で64本となるため、前記(2)−の
効果により得られる表示画像は、第９図の左半分
の実線及び破線に示すようになり、深い深度部に
おいても生体内速度分布を測定するのに充分な分
解能を有し、診断に有効な生体内速度分布表示画
像を提供することができる。
次に、受波された信号から、血流等の運動速度
の速い物体によりドツプラ偏移を受けた信号を抽
出する本実施例の詳細について述べる。
生体内の血流等の運動部分の情報を有するドツ
プラ成分のみを抽出し、生体内固定部分及び心臓
の壁のような部分は、被測定対象である血流に比
較して運動速度が遅く、かつ、その反射強度が血
流に比較して強大なため血流速度測定に著しい妨
害を与える。このような生体内固定部分及び運動
速度の遅い部分の反射信号を除去するために、帰
還付多重消去型複素信号キヤンセラの一実施例の
帰還付二重消去型２チヤンネル複素信号キヤンセ
ラ（以下、帰還付二重消去型キヤンセラという）
を設ける。
このキヤンセラの動作を説明するために、最初
に帰還なしの単一消去型キヤンセラについて述
べ、後に帰還付二重消去型キヤンセラについて述
べる。
第１０図に示す単一消去キヤンセラは、デイレ
ーライン１０２と減算器１０４から構成され、デ
イレーライン１０２は繰り返し信号の１周期Ｔに
一致する遅延時間を有し、このデイレーライン１
０２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
シフトレジスタを用いる。デイレーライン１０２
には減算器１０４が接続されており、減算器１０
４によつてデイレーライン１０２の入力、すなわ
ち現時刻の信号と、その出力、すなわち１周期前
の信号とを同一深度において逐次両者の差を演算
する。このとき現時刻の入力Eiと出力Eαの入出
力関係式は式(2)のようになる。
Eα＝Ei（ε-PT−１） ……(2) 但し、ｐ＝jω，ω：角速度 復調後の超音波信号、すなわちキヤンセラの入
力信号を周波数分析すると、第１３図のB1〜B4
に示すような、心臓の壁のように動きの遅い部分
又は固定部分とみなした生体内臓器の反射信号に
よる周波数成分と、第１３図のA1〜A4に示すよ
うな血流等の運動速度の速い物体によりドツプラ
偏移を受けた反射信号による周波数成分とが存在
する。心臓の壁のように完全に固定していない部
分及び固定部分による反射信号の周波数成分は、
第１３図のB1〜B4に示すように、繰り返し周波
数の近傍にある程度の幅をもつ。
生体内低速運動部分及び固定部分による反射信
号の周波数成分を完全に除去し、血流等の運動速
度の速い物体によりドツプラ偏移を受けた信号の
周波数成分のみを抽出する理想的なキヤンセラの
速度レスポンスは、第１２図のＣに示すようにな
り、キヤンセラ入力信号の周波数成分を第１３図
に示すものとすると、キヤンセラの出力は第１４
図のA01〜A04に示すようになり、心臓の壁のよ
うに動きの遅い部分は固定部分とみなした生体臓
器の反射信号の信号成分は、完全に除去される。
キヤンセラの入力信号の周波数成分を第１３図
に示すものとすると、第１０図で示した単一消去
型キヤンセラによる出力は、第１４図のA11〜
A14及びB11〜B14に示すようになり、第１３図の
B1〜B4に示した動きの遅い部分又は固定部分の
信号成分を充分に除去できない。
そこで、生体内固定部分及び心臓の壁のような
低速運動物体からの信号成分を確実に除去し、血
流等の運動速度の速い物体によりドツプラ偏移を
受けた信号成分を通過させるキヤンセラとして、
本実施例では、帰還付二重消去型キヤンセラ１５
を用いている。
次に、この帰還付二重消去型キヤンセラ１５の
詳細構成について、第１１図を用いて説明する。
帰還付二重消去型キヤンセラ１５の一実施例の
構成は、第１１図に示すように、デイレーライン
１０２及び１０３と、減算器１０４，１０５，１
０６及び加算器１０７と、デイレーライン１０３
の出力をK1倍の帰還量をもつてEiから減算させ
るための帰還ループ１０８及びデイレーライン１
０３の出力をK2倍の帰還量をもつてE2に加算さ
せるための帰還ループ１０９によつて構成され
る。この場合の入力Eiと出力E0の入出力関係式
は、式(3)のようになる。
E0＝Ei（Ｚ−１）2／（Ｚ−α）（Ｚ−β） ……(3) 但し、Ｚ＝εPT α，β＝K1＋K2／２±１／２√（1＋2）2−41 速度レスポンスは、第１２図のＢに示すように
なる。
前記式(3)からもわかるように、K1，K2の値を
変えることにより、速度レスポンスが変化し、例
えば、K1，K2をともに零とすると、その速度レ
スポンスは、B′のようになる。このように、目
的の速度レスポンスが得られるようにK1，K2の
値を選択することにより、表示したいドツプラ
（周波数）偏移の範囲を変えることができ生体内
の動きの遅い運動部分又は固定運動部分からの反
射信号成分を除去できる。
第１２図において、ある一定の速度レスポンス
Ｐ以上にならない速度レスポンスの谷の部分は、
単一消去型キヤンセラの場合ではP1となり、帰
還付二重消去型キヤンセラの場合ではP2となる。
このように帰還付二重消去型キヤンセラでは、谷
の幅が狭くなり、低速度の血流成分まで検出する
ことが可能になる。しかし、帰還付二重消去型キ
ヤンセラは、単一消去型キヤンセラに比較しでデ
イレーライン回路が２個あり、書き込み回数が増
加してしまうという問題点があるが、前記並列受
波方式を用いることにより、フレームレートの向
上をはかることができるので、前記問題点を解消
することができる。
帰還付二重消去器を用いたキヤンセラの入力信
号の周波数成分を第１３図に示すものとすると
き、キヤンセラの出力は、第１４図のA21〜A24，
B21〜B24に示すようになる。この結果を単一消
去器を用いたキヤンセラの出力A11〜A14，B11〜
B14及び理想的なキヤンセラの出力A01〜A04と比
較すると、 A1i＜A2iA0i B1i＞B2i０ 但し、（ｉ＝１〜４） となり、帰還付二重消去器を用いたキヤンセラ
は、単一消去器を用いたキヤンセラよりも、理想
的なキヤンセラに動作が近く、生体内の低速運動
部分及び固定部分からの信号成分を除去し、血流
によりドツプラ偏移を受けた信号成分を通過させ
るキヤンセラとして有効である。
帰還付二重消去器を用いたキヤンセラの一実施
例を第１５図に示す。一周期Ｔ分の遅延量を持た
せるデイレーラインに、読み書き自由なメモリ
（RAM＝Random Access Memory）を用い、
K1倍、K2倍の帰還量を持たせる帰還ループにセ
レクタ１１８，１１９を用いる。帰還量の制御
は、スイツチ等によつて外部から制御可能であ
る。本実施例においては、並列受波回路によつて
受波された２チヤネルの信号が、90゜位相差の異
なる復調信号によつて復調されるため、計４個の
復調された信号が時系列的にキヤンセラに入力さ
れる。そこで、キヤンセラの入力と出力にラツチ
を設け、これをラツチするタイミング、RAMの
書き込み、読み出しのためのタイミング及び
RAMの入出力をラツチするタイミングの制御は
同期回路１１によつて行い、４個の復調された信
号を順次キヤンセラにおいて処理を行う。なお、
第１５図において、RC１乃至RC６はラツチ、１
２０は外部制御回路である。
以上の説明からわかるように、本実施例によれ
ば、以下に述べるような効果を得ることができ
る。
(1) 超音波パルスドツプラ法を用いて生体内運動
部の速度分布を２次元に表示することが可能な
超音波診断装置の超音波受波方式において、受
波整相回路４及び５等からなる並列受波方式を
用いることにより、次に述べる〜のうち少
なくとも１つ又はこれらの組み合わせの効果を
得ることができる。
フレームレートを上げることが可能にな
り、これにより画像のチラツキを少なくする
ことができる。
走査線密度を上げることが可能であり、こ
れによりち密な生体内速度分布像を得ること
ができる。
走査領域を広げることが可能であり、これ
により、広範囲な診断領域を得ることができ
る。
診断深度を深くすることが可能であり、こ
れにより、例えば心臓の長軸の血流速度分布
像を得るのに有効である。
(2) 帰還付多重消去型複素信号キヤンセラの一実
施例として帰還付二重消去型複素信号キヤンセ
ラ１５を設けることにより、心臓の壁等の動き
の遅い部分又は固定部分からの反射波による信
号成分を充分に除去し、さらに、所定の速度以
上の血流を充分な強度で検出できる。
(3) 前記(2)により、所定速度以上の血流信号に対
しては、キヤンセラの速度レスポンスが充分平
担となるので、速度演算回路において生体内運
動部分の速度分布を正確に演算することができ
る。
(4) 前記(2)の帰還付二重消去型複素信号キヤンセ
ラの入出力関係式(3)において、K1，K2の値を
目的の速度レスポンスが得られるように選択す
ることにより、表示したいドツプラ（周波数）
偏移の範囲を変えることができる。
(5) 並列受波装置の受波感度差による信号の乱れ
を補正する２チヤンネルレベル差補正回路５
４，５５を設けることにより、画像の乱れの少
ない良品質な断層像及び生体内運動部速度分布
像を得ることができる。
(6) 前記(1)、(2)、(3)、(4)及び(5)により、良好な診
断資料を提供することができる。
以上、本発明を実施例にもとずき具体的に説明
したが、本発明は、前記実施例に限定されるもの
でなく、その要旨を逸脱しない範囲において種々
変更可能であることは言うまでもない。
例えば、前記実施例では、２方向並列受波方式
で説明したが、必要に応じて３方向以上の並列受
波方式にしてもよい。また、帰還付多重消去型多
チヤンネル複素信号キヤンセラとして帰還付二重
消去型２チヤンネル複素信号キヤンセラを用いた
例で説明したが、必要に応じて三重、四重等の帰
還付多重消去型複素信号キヤンセラとしてもよ
い。
〔効 果〕
以上説明したように、本発明によれば、以下に
述べるような効果を得ることができる。
(1) 超音波パルスドツプラ法を用いて生体内運動
部の速度分布を２次元に表示することが可能な
超音波診断装置の超音波受波方式において、並
列受波方式を用いることにより、次に述べる
〜のうち少なくとも１つ又はこれらの組み合
わせの効果を得ることができる。
フレームレートを上げることが可能にな
り、これにより画像のチラツキを少なくする
ことができる。
走査線密度を上げることが可能であり、こ
れによりち密な生体内速度分布像を得ること
ができる。
走査領域を広げることが可能であり、これ
により、広範囲な診断領域を得ることができ
る。
診断深度を深くすることが可能であり、こ
れにより、例えば心臓の長軸の血流速度分布
像を得るのに有効である。
(2) 帰還付多重消去型の多チヤンネル複素信号キ
ヤンセラを設けることにより、心臓の壁等の動
きの遅い部分又は固定部分からの反射波の信号
成分を充分に除去し、さらに、所定の速度以上
の血流を充分な強度で検出できる。
(3) 前記(2)により、所定速度以上の血流信号に対
しては、キヤンセラの速度レスポンスが充分平
担となるので、速度演算回路において、生体内
運動部分の速度分布を正確に演算することがで
きる。
(4) 並列受波装置の受波感度差による信号の乱れ
を補正する回路を設けることにより、画像の乱
れの少ない良品質な断層像及び生体内運動部速
度分布像を得ることができる。
(5) 前記(1)、(2)、(3)及び(4)により、良好な診断資
料を提供することができる。
【図面の簡単な説明】
第１図乃至第１６図は、本発明の一実施例の超
音波診断装置を説明するための図であり、第１図
は、その超音波診断装置の全体の概略構成を示す
ブロツク図、第２図は、受波回路の並列（並列受
波装置）の詳細構成を示すブロツク図、第３図及
び第４図は、並列受波回路の原理を説明するため
の説明図、第５図乃至第８図は、並列受波方式を
用いて表示される表示画像の例を示す図、第９図
は、従来の超音波受波方式と、本実施例の並列受
波方式による表示画像の比較するための図、第１
０図は、単一消去型キヤンセラの構成を示すブロ
ツク図、第１１図は、帰還付二重消去型キヤンセ
ラの構成を示すブロツク図、第１２図は、単一消
去型、帰還付二重消去型、理想なキヤンセラの速
度レスポンスの一例を示す図、第１３図は、キヤ
ンセラ入力の一実施例の周波数特性を示す図、第
１４図は、キヤンセラ入力が第１３図で示される
ときの単一消去型、帰還付二重消去型、理想なキ
ヤンセラの出力の周波数特性を示す図、第１５図
は、第１１図の帰還付二重消去型キヤンセラの一
実施例の詳細な構成を示すブロツク図、第１６図
は、感度補正演算処理回路の一実施例の２チヤン
ネルレベル差補正回路の構成を示すブロツク図で
ある。 図中、１…探触子、２，２３，５２…切換回
路、３…送波回路、４Ａ…受波増幅器、４，５…
受波整相回路、６，７，８，９…混合器、１０…
水晶発振器、１１…同期回路、１２…90゜移相器、
１３…マルチプレクサー、１４…アナログ・デジ
タルコンバータ、１５…帰還付二重消去型キヤン
セラ、１６…反射強度演算回路、１７…平均速度
演算回路、１８…速度分散演算回路、１９…エン
コーダ、２０…画像メモリ、２１…アドレス発生
回路、２２…デジタル・アナログコンバータ、２
４…表示装置、５０…検波回路、５３…表示制御
回路、５４，５５…２チヤンネルレベル差補正回
路である。

Claims (1)

  1. 【特許請求の範囲】 １ 超音波パルスビームを一定の繰り返し周期で
    生体内に送波し、その反射波を受波し、その受波
    信号を増幅し、この増幅された受波信号を複数の
    チヤンネルで同時に受波整相する並列受波装置
    と、送波繰り返し周波数の整数倍の周波数を有
    し、互いに複素関係にある一組の複素基準信号と
    増幅された受波信号とを混合して、受波信号を複
    素信号に変換する複素信号変換器と、生体内の動
    きの遅い部分又は固定部分からの信号を除去する
    帰還付多重消去型多チヤンネル複素信号キヤンセ
    ラと、前記複素信号から生体内運動部分の運動速
    度を演算する速度演算器と、その運動速度の分散
    を演算する速度分散演算器と、これらの演算され
    た結果を記憶し、画像処理する画像処理装置と、
    該画像処理装置によつて処理された画像信号を表
    示する表示装置からなることを特徴とする超音波
    診断装置。 ２ 超音波パルスビームを一定の繰り返し周期で
    生体内に送波し、その反射波を受波し、その受波
    信号を増幅し、この増幅された受波信号を複数の
    チヤンネルで同時に受波整相する並列受波装置
    と、送波繰り返し周波数の整数倍の周波数を有
    し、互いに複素関係にある一組の複素基準信号と
    増幅された受波信号とを混合して、受波信号を複
    素信号に変換する複素信号変換器と、生体内の動
    きの遅い部分又は固定部分からの信号を除去する
    帰還付多重消去型多チヤンネル複素信号キヤンセ
    ラと、前記複素信号から生体内運動部分の運動速
    度を演算する速度演算器と、その運動速度の分散
    を演算する速度分散演算器と、生体内からの反射
    波の反射速度を演算する反射強度演算器と、これ
    らの演算された結果を記憶し、画像処理する画像
    処理装置と、該画像処理装置によつて処理された
    画像信号を表示する表示装置からなることを特徴
    とする超音波診断装置。 ３ 超音波パルスビームを一定の繰り返し周期で
    生体内に送波し、その反射波を受波し、その受波
    信号を増幅し、この増幅された受波信号を複数の
    チヤンネルで同時に受波整相する並列受波装置
    と、送波繰り返し周波数の整数倍の周波数を有
    し、互いに複素関係にある一組の複素基準信号と
    増幅された受波信号とを混合して、受波信号を複
    素信号に変換する複素信号変換器と、生体内の動
    きの遅い部分、又は、固定部分からの信号を除去
    する帰還付多重消去型多チヤンネル複素信号キヤ
    ンセラと、前記複素信号から生体内運動部分の運
    動速度を演算する速度演算器と、その運動速度の
    分散を演算する速度分散演算器と、これらの演算
    された結果を記憶し、画像処理を行う画像処理装
    置と、該画像処理装置によつて処理された画像信
    号を表示する表示装置からなる超音波診断装置で
    あつて、前記生体内に打ち出した超音波パルスビ
    ームの反射波を同時に並列受波した受波信号の重
    み付け演算を行う第１演算手段と、前記同時受波
    信号とこの受波信号の隣りの受波信号とによる重
    み付け演算を行う第２演算手段とからなる第１演
    算処理機構と、同時に並列受波した血流信号の重
    み付け演算を行う第３演算手段と、前記同時演算
    血流信号とこの信号の隣りの演算血流信号とによ
    る重み付け演算を行う第４演算手段とからなる第
    ２演算処理機構を設けたことを特徴とする超音波
    診断装置。 ４ 超音波パルスビームを一定の繰り返し周期で
    生体内に送波し、その反射波を受波し、その受波
    信号を増幅し、この増幅された受波信号を複数の
    チヤンネルで同時に受波整相する並列受波装置
    と、送波繰り返し周波数の整数倍の周波数を有
    し、互いに複素関係にある一組の複素基準信号と
    増幅された受波信号とを混合して、受波信号を複
    素信号に変換する複素信号変換器と、生体内の動
    きの遅い部分、又は、固定部分からの信号を除去
    する帰還付多重消去型多チヤンネル複素信号キヤ
    ンセラと、前記複素信号から生体内運動部分の運
    動速度を演算する速度演算器と、その運動速度の
    分散を演算する速度分散演算器と、生体からの反
    射波の反射強度を演算する反射強度演算器と、こ
    れらの演算された結果を記憶し、画像処理を行う
    画像処理装置と、該画像処理装置によつて処理さ
    れた画像信号を表示する表示装置からなる超音波
    診断装置であつて、前記生体内に打ち出した超音
    波パルスビームの反射波を同時に並列受波した受
    波信号の重み付け演算を行う第１演算手段と、前
    記同時受波信号とこの受波信号の隣りの受波信号
    とによる重み付け演算を行う第２演算手段とから
    なる第１演算処理機構と、同時に並列受波し演算
    した血流信号の重み付け演算を行う第３演算手段
    と、前記同時演算血流信号とこの信号の隣りの演
    算血流信号とによる重み付け演算を行う第４演算
    手段とからなる第２演算処理機構を設けたことを
    特徴とする超音波診断装置。
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