JPS6036036A - 超音波診断装置 - 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】 （ａ）　発明の技術分野 本発明は超音波診断装置による生体の特定部位の組織体
の運動解析や血流計測に関する。

（ｂ）　技術の背景 近年、超音波診断装置は生体に対し無侵襲である特長か
ら医学に多く用いられるようになり、その技術も急速に
進歩した。超音波診断装置は画像診断装置と血流計測装
置に大別でき、画像診断装置は所定の指向性を有するビ
ームにて超音波バーストを送信し生体からの超音波反射
を受信し該ビームを走査しそれに同期してブラウン管等
に画像を表示するものが主体であるが、最近フェーズド
アレイアンテナの原理を適用して超音波送受信を行う変
換素子であるトランスデユーサを複数個利用してビーム
を走査する技術も拾頭してきた。血流計測装置は従来ド
プラ効果を利用したものにて、最近は複数個のトランス
デユーサを利用して２次元或は３次元の血流ベクトル計
測の研究開発が着手されてきた。

本発明は上述の技術背景を踏すえ複数のビームによる受
信信号からその信号の相関をとり生体内部の動きをベク
トルとして表示し診断情報を提供しようとするものであ
る０ （ｃ）　従来技術と問題点 上述の如く生体内部の動きの計測はドプラ効果を利用し
たものが主体であったが、超音波受信信号の相関より血
流速度をめる下記の発明が本発明者と同じ発明者により
出願されており、本発明は下記の発明を更に改良進展さ
せたもの故、下記の発明を従来技術として以下説明する
。

特許願：１）？願昭５６−１７０１０７出願日：昭和５
６年１０月２６日 発明の名称：超音波パルス流速計 発明者：雨宮慎− 従来技術として上記発明（特願昭５６−１７０１０７）
の災施例を基にして以下説明する。

第１図は２本の超音波ビームを使用し血流の２次元速度
ベクトルを計測する説明図である。

ｉｔ図に於て４１はトランスデユーサにて説明上等価的
に４１−１と４１−２の２個のトランスデユーサから構
成されているものとする。４４−１及び４４−２？ｌ！
一本のビームの方向を示し４４−１及び４４−２はわず
かな角度θで開いているものとする。夫々のビーム（以
下ビーム４４−１及び４４−２とする）は同一の立体角
ωなる指向性を有するものとする。４４−１１及び４４
−１２はビーム４４−１吉ビーム４４−２の計測対象を
含むコニカルゾーンにて計測対象を血管４２−１を流れ
る血液とする。該コニカルゾーンをこ＼ではサンプルボ
リウムと呼ぶことにする。サンプルボリウム４４−１１
及び４４−１２は夫々トランスデユーサ４１より１なる
距離にｈなる距離幅をもって存在する〇 ビームの成す角θは十分小さく、シたがってゾーン４４
−１１と４４−１２は十分接近しており該ゾーンを流れ
る血流の成る時点での速度は一定とする０血液の中で超
音波を反射するものは主として赤血球でありしたがって
超音波血流計が計測の対象にしているものは赤血球であ
るが該赤血球は血液中に均等に分散しているものではな
く多少の団塊となっている。したがって、トランスデユ
ーサ４１−１或は４１−２の血流の反射信号は計測対象
に十分なり得る振幅変化を有する０ 上述の如き血液或は血流の性質からトランスデユーサ４
１−１及び４１−２から得られる受信信号の相関をとり
出すことができ、該相関よりビームと直角方向の血流速
度成分をめることができる０この速度成分を説明上ｖｘ
とする。

従来技術では２つのビームを形成するにフェーズドアレ
イアンテナの技術を取り入れた装置を使用しているが、
等測的にはｉｔ図の２個のトランスデユーサ４１−１及
び４１−２により２つのビーム４４−１及び４４−２を
形成しているのと同等である◎したがって相関器が扱う
受信信号はビーム４４−１及び４４−２で得られた受信
信号にて、かつ上述のサンプルボリウム４４−１１及び
４４−１２から取り出された受信信号が相関値をめる対
象である０該サンプルボリウムからの受信４３号の取り
出しは、公知の超音波撮像ａ術により計測対象の部位を
観測して定め、計い１り点を例えば第１図の計測点４２
−３とし、計測点４２−３を含む位置（サンプルポジシ
ョン）に所定の時間長を有するサンプルパルスを超音波
駆動と同期してサンプルボールド回路に入れることによ
り行われる〇ビーム４４−１及び４４−２に対応した上
述サンプルボールド回路の出力信号は相関器に入力し。

仮に第１図（ａ）の４２−２に示すＴＩＤきビーム４４
−１にある血液の団塊が時間τｄだけ経過した後ビーム
４４−２の４２−２の如く移動したとすれば、該相関器
は該τｄに相当する相互相開ピーク時間差検出電圧を出
力する＠一方該τｄの時間に血液が移動した距離は第１
図（ａ）から分かる如＜１．、＝θが既知の値である故
容易にめられ、したがって該移動距Ａｔｅを該τｄで除
算すれば血液の速度■ｘがめられる。以上の計算は速度
算出回路で行なわれる。

従来技術では受信信号の相関により速度を検出するのは
上述のＶｘのみで計測点４２−３に関して言えばビーム
４４−１と直交する血流速度成分であるｏしたがって真
の血流速度の２次元ベクトルをめるにはビーム４４−１
の方向の速度成分（Ｖｙとする）をめる必要があるＯ従
来技術では該ｖｙを公知の技術である超音波パルスドプ
ラ血流計測技術をビーム４４−１に適用してめている。

かくしてＶＸ及びｖｙがめられたので、それらをベクト
ル算出回路にて第１図（ｂ）に示す如き血流の２次元速
度ベクトルＶ１をめ表示することができる。第１図（ｂ
）ではＶ）ｒをドプラ血流計でめているのでｖｙｄとす
る。

上述の如く、従来技術では血流の２次元速度ベクトルを
めてはいるが、一方のベクトルＶｘは受信信号の相関値
よりめ他方のベクトルｖｙはパルスドプラ計測でめてい
る。従来のパルスドプラ計測では計測点に於ける超音波
ビームと直交する速度成分（Ｖｘ）はドプラ効果が現わ
れず原理的に不可能であり、それを受信信号の相１５１
値でめようとする発明は従来技術の大きな特徴であるが
、ひとつの装置に相関方式とドプラ方式を併設すること
は構成が抜雑であり高価にもなるという問題点があった
０ （ｄ）　発明の目的 本発明は上述の従来技術の問題点に錯み、超音波ビーム
方向の速度ｖｙも相関方式で速度計測をで 行い２次元速度ベクトルをすべｌ＠関方式にて計測でき
る装置ｄにして装置を・即純化しかつ安価にし、またフ
ィルタを通用し°ｃｍ流のみでなく例えば心臓壁等の缶
体内部の動きも定量的にベクトルとして計測でき、より
高度な論断１ｗ報を提供することを目自勺とする。

（ｅ）　発明の構成 本発明は互にほぼ平行し近接する少なくとも２本の同一
の指向性を有するビームを以て、同時に或は父互にθ１
矩の同一繰返し周波数にて同一超音波周波数による超音
波バーストを被検体に送信し、該超音波バーストによる
該被検体からの超音波反射を該２本のビーム夫々のビー
ムζこ対応して受信して２つの受信信号を出力する超音
波送受信装置に於て、被検体の特定部位に倉わせて設定
できる所定の同一時間長にて屓定の同一サンプル周波数
を以て該２つの受信信号を夫々サンプルする２個のサン
プル回路部を有し、８２２本のビームの一方のビームに
対応するサンプル回路部出力データと他方のビームに対
応するサンプル回路部出力データとの２次元相互相関関
数をめる相関器を有し、該相関器出力を表示する表示部
を有する１の発明と＃１の発明に上述の表示部入力信号
の低周波成分をカットする画像フィルタを該表示部入力
側に設けるか或はバイパスフィルタを上述の相ＩＡ器の
２つの入力側に夫々設ける２つの発明とより成り、本発
明により上述の目的は達成される。

（ｆ）　発明の実施例 第２図に本発明に関連した超音波送受信装置のビームと
計測せんとする血流との１３’ｌ係図を示す〇＠２図（
ａ）に於て、１は超音波パルスを被検体に送信しその反
射超音波を受信する被検体表面に当接せるトランスデユ
ーサにて２本のビームを形成するにトランスデユーサ１
−１及び１−２に分離して示しである。トランスデユー
サが検数のトランスデユーサを用いるフェーズドアレイ
方式の場きは、該フェーズドアレイによりビームが形成
されるのでＣ亥トランスデユーサ１−１及び１−２は実
効的な２個のトランスデユーサとする０２本のビーム２
−１及び２−２は夫々ωなる等しい立体角を持ち、わず
かなひらき角度θで被検体に指向している。トランスデ
ユーサ１−１及び１−２は同一の繰返し周波数及び同一
の超音波周波数の超音波パルスを該ビーム方向に送受信
している。

前述の如く血液は赤血球の粗密分布の団塊を成しており
該団塊が血流計測の対象きなるものであるが、第２図の
４２−２は血管４２−１を矢印ｖ、ｙの速度で移動する
団塊のひとつを示す＠２−１１及び２−２１はトランス
デユーサ１より距離１８なる位置で１４なる区間を占め
るビーム２−１及び２−２のコニカルゾーンにてサンプ
ルボリウムとも言われているが、こ＼ではゾーンと呼ぶ
ことにする。本発明による血流計測は他の超音波撮像手
段により計測対象例えば血管４２−１の部位を知り、該
部位情報を以て上述のゾーン２−１１及び２−２１が血
管４２−１を横切るようビーム２−１及び２−２とゾー
ン２−１１及び２−２１を設定する。該ゾーンは受信信
号の中から計測に必要な信号をのみ取り出すことを意味
し電気的には上述の４３の位置と１４の区間に相当する
ゲートを受信信号に掛けて行われるＯ 血管４２−１を流れる血流はゾーン２−１１とゾーン２
−２２を流れ、この間は血流の速度及び血液の団塊の形
状や大きさが一定とする。換言すれば２つのゾーンが分
離できる範囲に於て一定と見做し得るに十分なだけビー
ムのひらき角度θを小さくとる０超音波が計測対象とす
る血流は上述の条件はほぼ満たされることが知られてい
るＯしたがって第２図（ａ）に示す如くゾーン２−１１
に在る血液の団塊４２−２は成る時間が経過した後ゾー
ン２−２１に４２−百の如く存在しており、この時間と
変位が分かればｘｙ二次元の血流速度Ｖｘｙをめること
ができる。

本発明は血流速度ｖｘｙをゾーン２−１１と２−２１で
得られる２組の受信信号の相関をとり該相関の時間的変
化よりめようとするものである。

相関とは２組の数の集まりの間の関連を表わす統計学上
の言葉であるが、本発明ではゾーン２−１１と２−２１
のアナログ受信信号を等しいサンプリング周波数でディ
ジタル化して各ゾーンのビーム方向の空間的なアドレス
化を行い、各アドレスの信号の時間変化を超音波パルス
の繰返し周波数によりめ、第３図に示す如くサンプリン
グ信号列ｔと繰返し周波数列ｎより成るアドレス空間を
ゾーン２−１１　、Ｔｈ　２−２１に対応して２個形成
し、該空間の２組のゾーンＡ及びＢを次式に従い演算し
相互相聞（２組の異なるデータの相間故相互相関と呼称
する）をめるものである。

・・・・・・・・　（１） （１）式に於て、 Ｃ（ｍ　＋τ）：相互相関関数と呼ばれゾーンＡ（ｎ、
ｔ）ｃ！＝データＢ　（ｎ、　ｔ）の相互相関を示す。

ｎ：サンプリングアドレスにて本実施例では６４０−ア
ドレスに分割するＯ ｔ：繰返し周波数のアドレスにて本実施例では３２コラ
ムアドレスに分割する。

ｍ：相関をとるためのｎのずらしの値にて（−１６゜−
１５，・・・・・・・・・、＋１５．　＋１６）の値を
入れてｎのアドレスを指定する。

τ；相関をとるためのｔのずらしの値にて（−８゜−７
，・・・・・・・・・、　７．８）の値を入れてｔのア
ドレスを指定する。

上述のｎｅｔの数値は相関関数の値の確度が十分得られ
またコストパフォーマンスを考えた上での演算処理能力
を配慮して設定されたものである。

上述のｍとτの数値は上述の負性でアルゴリズムを考察
した上で設定されたものである。

（１）式の第１項は第３図に示す如くデータＡ（ｎ。

ｔ）を３−Ｌとした場合、ゾーンＢ　（ｎ、　ｔ）はロ
ーアドレス１６〜４７．コラムアドレス８〜２３で囲ま
れたデータ３−２と該データ３−１の乗加算をしたもの
であり、したがって第２項でデータ３−１をデー４　Ｂ
　（ｎ、　ｔ）としデータ３−２をデータＡ（ｎ、ｔ）
として乗加算を行いｉｔ項のみの相関のとり方の片寄り
を無くして公平にしたものである。換言すれば（１）式
は有限な２組のデータからより確度の高い相関（直をめ
るアルゴリズムを示している◇ （１）式の物理的意味を第２図（ａ）のゾーン２−１１
及び２−２１を中心にした説明図を第４図に示し。

以下説明する。

（Ｌ）式のｎを６４０−アドレスに分割することは第４
図の区間１４を６４個にサンプリングすることを意味す
る口したがってｎの１単位は１４／１３４〔糎〕の距離
に相当する０（１）式のｔの１単位は条件から繰返し周
期Ｔ〔秒〕に相当する。

今Ｃ（ｍ２τ）がｍ、及びτ、にて最大値が存在したと
する０その物理的意味はゾーン２−１１の成る点Ａｐに
隼倉していたデータがｍｐＴ’（秒〕後にＢｐ点に最も
確からしく集合していることを意味する。

ゾーン２−１１と２−２１との間隔をＬ〔糎〕としＡｐ
点よりビーム方向に第４図１に示す如＜ｒ（糎〕の距離
をとり、ＡＰＴＢｐ間の距離を４〔糎〕とすると。

４ ｒ＝−・ｆｐ　（糎）　・・・・・・・・・・・・・・
（２）４ １＝（び＋　、、Ｉ／、　・・・・・・・・・・・・・
・・（３）（２）式を（３）式に代入すると ら Ａ＝ｌＬ’＋（−・ｆｐ）”）”　・・・・・・・・・
・・・（４）４ を得る。したがってＣ（ｍ、τ）が最大値になる速度■
ｘｙは Ｉ Ｖｘｙ　＝　＝　ｌｌｔ　＋　（”　、ｆｐ）・虚、＝
　（５）ｍｐＴ　ｍｐＴ　６４ となる◎（５）式で’ｒ、　ｌ、　Ａｌ１は既知である
故ｍｐ＋τｐが与えられ＼ば２次元血流速度ｖＸｙがめ
られる〇 （５）式の計算は演算回路で行われ計算結果はディジタ
ルに表示することが出来るが、血流の方向と概略の大き
さは第５図（ｂ）の如くベクトル表示すれば目視できて
診断に有効である。

第５図に於て血流方向を定める座標ｘ＋ｙを（ａ）図の
如くする。相互相関関数Ｃ（ｍｕτ）の変数ｍ。

τりを（ｂ）図の如く定める０すなわちｍは同心円で表
わしτは半径方向に表わし実線を正、点線を負とする◎
したがって血流が（ａ）図のｖｘｙの如くある場合のｍ
　ｐ　”　２　＊τＰ＝３とすると、（ｂ）図にて太い
実紳で示す如く表示され、中心点からｍ＝２゜τ＝３の
交点（矢印ｍ　ｐ　＝２　＊τｐ＝３）へ向って２次元
速度ベクトルＶｘｙが示される０ 第６図に本発明の超音波診断装置の実施例を総ミング信
号を発生する〆マスタオッシレーグにて１１の出力は送
信アンプト３及び１−４に送らて れ超音波駆動パルスが形成されｆトランスデューサー−
１及びＬ−２より超音波バーストを被検体に送信する。

該２個のトランスデユーサは夫々被検体からの超音波反
射を受信して電気信号（以下受信信号と呼ぶ）に変換し
出力し、夫々受信アンプ３−１及び３−２で増幅され検
波回路４−１及び４−２で超音波キャリア周波数を検波
しＡ　／　Ｄコンバータ５−１及び５−２に送られる。

Ａ／Ｄ：］ンバータ５−１及び５−２は第２図（ａ）に
示したゾーン２−１１及び２−２１を形成するゲートと
あ３図横軸ｔに示すサンプリングを行いアナログ受信信
号をディジタルに変換する回路である◎ゲート信号はマ
スタオッソレーダ１１の出力の遅延回路１２で他の超音
波画像等の手段で計測部位を決定してゲートのタイミン
グを調整する〇遅延回路１２の出力はパルス発生器１３
に送られ、こ＼で上述と同様な手段で計測部位を含むゲ
ート長のパルスを調節して作成し、該ゲートパルスを前
述からの例に従えば３２個に分割してゲーテッドサンプ
リングパルスを発生する。該ゲーテッドサンプリングパ
ルスはＡ／Ｄコンバーグ５−１及び５−２に送られる。

Ａ／Ｄコンバータ５−１及び５−２の出力は２次元相互
相関器７に入力し、別にパルス発生器１３からのゲート
信号やマスフォラシレー７７１１からの送信タイミング
信号も該相関器７に入力させて第２図（ａ）に示した１
３や１４の演算入力を作成する〇２次元相互相関器７の
詳細は後述するとして該相関器７の出力は画像処理部９
に入力する０画像処理部９は前述の第５図（ｂ）の画像
を表示させるための処理を行う。画像処理部９の出力は
表示部１０に入力し２次元速度ベクトルを表示すると共
に速度の大きさもディジタル表示する。

第７図に２次元相互相関器７の詳細を系統りにて示す。

第７図に於て入力端７−１及び７−２には第６図に示し
たＡ／Ｄコンバータ５−１及び５−２　（７）出力であ
るゲーテッドディジタル受信信号が入力する。２本のビ
ームのゾーン２−１１及び２−２１（第２図（ａ））に
対応した該人力はＲＡＭ（ランダムアクセスメモリ）７
−３及び７−４に一旦記憶される。前述の（１）式で言
えば、ＲＡＭ７−３にはＡ（ｎ、ｔ）、、ＲＡＭ７−４
にはＢ（ｎ、ｔ）のデータが第３図に示すアドレスにて
記憶されるＯＲＡＭ７−３及び７−４のデータは予め準
備されたプログラムでＭＰＵ（マイクロプログラミング
ユニット）が ７　８ノ指令に従いにに笠アドレスコントローフの制御
で読み出され１次元相互相関器７−５に入力し、ＭＰＵ
７−８の指令に従って（１）式第１項及び第２項の内側
の加算を行ってシグナルプロセッサ７−７に入力する。

シグナルプロセッサ７−７は該入力を記憶しく１）式の
第１項及び第２項の外側の加算をＭＰＵ７−８の指令に
従って行い、更に第１項と第２項を加算し２次元相互相
関の演算を行う。

該演算結果はｍとτを変数として画像処理部９を経て表
示部１０に速度ｖｘｙとして表示されるが、前述（５）
式のｖｘｙの値も送信タイミング信号（入カフ−９）、
パルス発生器のゲートパルス（入カフ−１Ｏ）等を入力
またビームの開き角ωの一定値もセットしてシグナルプ
ロセッサ７−７で計算される。該計算値は表示部１０の
観測によりデータの指定を行い画像処理部９を経てシグ
ナルプロセッサ７−７にフィードバックしく入カフ−１
ｌ）該ｖｘｙＯ値を固定して表示部１０にディジタル表
示せしめることもできるｏ７−１１は２次元相互組入 関器７のβ力端にて画像処理部９に接続される０尚、Ｍ
ＰＵ７−８の出力＊印はＭＰＵ出力が各部を指令してい
ることを示している＠ 上述の総会系統図第６図の説明は第６図に示す一点鎖線
のブロック６−１．６−２及び８を経由しない流れにつ
いて行ったものであり、これは本特許請求の範囲の発明
（Ｌ）に対応する説明である０６−１及び６−２はバイ
パスフィルタであり８は信号より低周波成分をカットす
る画像フィルタであっていずれも血流に診断対象を絞る
ときに用いられる。すなわち血流計測の場合には血管壁
や心壁の低周波成分を多く含んだ信号が邪魔になるため
それを除去するためである。したがって今迄述べて来た
６−１，６−２及び８を入れない扱いはむしろ血管壁や
心壁の動きを計測対象とする場合である０尚、６−１，
６−２及び８は血流計測の際すべて必要とするものでは
なく６−１及び６−２を使用するか或は８を使用するこ
とで一般には十分である。

上述の本発明の実施例では特願昭５６−１７０１０７の
従来技術に準じて例を挙げ説明を行っているので、使用
した２本のビーム（第２図（ａ）　２−１及び２−２）
はフェーズドアレイによるビームか又は該アレイの２本
のビームを使用することを暗に前提としている０然し乍
ら本発明は必ずしもフヱーズドアレイシステムに付属す
るものではなく、心壁の運動や血流の計測専用に２木の
ビームを有する専用診断装置を作製することもでき、ま
た本発明の組合せで３本のビームを用い３次元の生体内
部の動きや血流速度の３次元ベクトルを計測する超音波
診断装置が作製できることは勿論である０（ｇ）　発℃
の効果 本発明により、フェーズドアレイを用いる超音波撮像装
置に該アレイの２本のビームを使用して該ビームを含む
２次元の生体内部の動きや血流速度ベクトルが相関の原
理で簡単に計６１１１でき超音波撮像のみでなく診断装
置として機能の拡大ができ、又本発明により２本のビー
ムを使用すれば相関による２次元の生体内部の動き血流
の連動ベクトル或は本発明を３本のビームに適用して３
次元速度ベクトル計測の専用診断装置を作ることができ
る０

【図面の簡単な説明】

第を図は従来技術に係る２本の超音波ビームによる説明
図、第２図は本発明の実施例に係る２本の超音波ビーム
による説明図を示し、第３図は本発明の実施例に係る相
関関数演算のデータアドレスを示し％第４図は該相関関
数の式（１）を説明する２本のビームのゾーンを中心に
した説明図を示し。 第５図（ａ）及び（ｂ）は本発明実施例の相関値の表示
に関する説明図を示し、第６シ１は本発明実施例の超音
波診断装置の総合系統図を示し、第７図は該総会系統図
の中の２次元相互相関器の内部系統一を示す〇 全図を通じ同一符号は同一対象物を示し、１と１−１と
１−２はトランデューサ、２−１及び２−２は２本の超
音波ビーム、２−１１及び２−２１はゾーン、５−１及
び５−２はＡ／Ｄコンバータ、７は２次元相互相開器、
９は画像処理部、１０は表示部を示し、６−１と６−２
はバイパスフィルタ、８は囲周波カットの画像フィルタ
を示し、７−３と７−４はＲＡＭ、７−５は１次元相互
相関器、７−７はシグナルプロセッサ、７−６はト戚ア
ドレスコントローラ、？−［−！ＭＰＵを示す。 第１図 察２図 ６をン 第３図 第４図 冒ｒ胃〜７ ａ　／２３４　：？ｏＪ／ 第Ｕ図 （ａ） 情を図

Claims (1)

【特許請求の範囲】
1. （１）互にほぼ平行し近接する少なくとも２本の等しい
   指向性を有するビームを以て、同時に或は交互に所定の
   等しい繰返し周波数にて等しい超音波周波数による超音
   波バースト、を被検体に夫々送信し、該超音波バースト
   による該被検体からの超音波反射を該２本のビームの夫
   々のビームに対応して受信して２つの受信信号を出方す
   る超音波送受信装置に於て、被検体の特定部位に合わせ
   て設定できる所定の同一時間長にて所定の同一サンプル
   周波数を以て該２つの受信信号を夫々サンプルする２個
   のサンプル回路部を有し、該２本のビームの一方のビー
   ムに対応するサンプル回路部出力データと他方のビーム
   に対応するサンプル回路部出力データとの２次元相互相
   関関数をめる相関器を治し、該相関器出力を表示する表
   示部を有する（２）互にほぼ平行し近接する少なくとも
   ２本の等しい指向性を有するビームを以て、同時に或は
   交互に所定の等しい繰返し周波数にて等しい超音波周波
   数による超音波バーストを被検体に送信し、該超音波バ
   ーストによる該被検体からの超音波反射を該２本のビー
   ムの夫々のビームに対応して受信して２つの受信信号を
   出力し、被検体の特定部位に合わせて設定できる所定の
   同一時間長にて所定の同一サンプル周波数を以て該２つ
   の受信信号を夫々−１ナンプルする２個のサンプル回路
   部を有し、該２本のビームの一方のビームに対応するサ
   ンプル回路部出力データと他方のビームに対応するサン
   プル回路部出力データとの２次元相互相関関数をめる相
   関器を有し、該相関器出力を表示する表示部を有し、該
   表示部入力信号の低周波成分をカットする画像フィルタ
   を該表示部入力側に設けるか或はバイパスフィルタを該
   相関器の２つの入力側に夫々設けることを特徴とする超
   音波診断装置。