JPS6058130A - 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】 〔発明の技術分野〕 この発明は、超者波ドフラ法と超を波反射法とによシ級
検体内超召波断屑像中にｉｎ流分イ１の２次的底水を可
能にした超音波診断装置に関する。

〔発明の技術的背景とその問題点〕

被検体内の超も波反響り層像、竹に心臓の回層像に加え
て、心臓内に流れるｎｕ流動態も同時に観察することが
臨床的に有効であることが知られている。

この血流動態の超音波による検出力法として、距離分解
能の秀れたバ／Ｌス変肌ドンラ法、またはＭ系列変調ド
フラ法が挙り゛られる。

また、これら超音波トフラ法と説存うる電子走査形超刊
波診助装置とを組合せた複合装置については、例えば第
３１回日本超名波医学会講演論文集、１９７７年１８３
頁以降に発表されている。

しかし、上記の装置では任意の１点の血流速度しか観察
できす心ＪＩＡ内の血流速分布ｔ１次元もしくは２次元
で観察することができない。

そこで、近年、さらに、レーダ技術等で用いられている
Ｍ　Ｔ　Ｉ　［ｏｖｉｎｇ　Ｔａｒｇｅｔ　Ｉｎｄｉｃ
ａｔｏｒ；移動目標指示装置）を応用して、被検体内の
血流を２次元画像として可視化しようとの試みが、たと
えば、第４２回日本超倍波医学会講演論文集、１９８２
年、Ｐ５４１〜．滑用他、「実時間２次元１岳流映像シ
ステムＪ１および同、Ｐ５４３〜、瀬尾他ｒＭＴＩによ
るリアルタイム超音波血流イメージ」等に発表されてい
る。

（〜かじながら、前記いずれの方式においても超音波の
１・゛フラ効果な利用するものであるから、超音波ビー
ムと直交する方向の血流についてはこれを検出すること
ができない。また、超音波ビームの方向と血流の方向と
のなす角度の補正も行なえないので、真の血流速度を画
像に表示することができない。総じて、従来の海流観測
装置では、血流をそのまま正しく可視化するに至ってい
ないのが現状である。

〔発明の目的〕

この発明は、前記事情に基づいてなされたものであシ、
超麿汲回層像中に面流情報金、超音波ビームの入射角に
関係なく、真の血流速度（絶対流速）として、２次元的
に表示ｂ」能な超刊波診萌装置を提供すること全目的と
するものである。

〔発明の概安〕

前記目的全達成するためのこの発明の概要−１超昔波ビ
ームを送イ３し、その反射エコーを受波する第１の超音
波グローブと、前記第１の超−＆汲フローブよシ送信し
た超音波ビームの反射エコーを前記−力の超音波グロー
ブとは異なる受信時間で受波すると共に前記第１の超も
汲ノローブと所定の位置関係を有して配置さ７する第２
の超ｔイ波７０−フと、＠記第１の超音波グローブで受
波した反射エコーを基に断層像データケ出力する１す’
＋ＪＨ像テーク出力手段と、７１ｊＩｌ記第１および第
２の超音波グローブで受波した反射エコーを基に゛Ｆ均
ドグラ偏移周妓数を算出する平均流速検出回路と、前６
ピ平均流速検出回路により咎、出さ才ｔた平均ドグラｆ
Ｌｊｌ移周波数と前記ルＴ定の位置関係とを基に絶対流
速をｐ出する絶対流速演算回路と、前記絶対流速演算回
路でめｆＣ流速の流体と断層像とを重畳して表示ブる表
示装置う−とを備えたこと金肋徴とするものである。

〔発明の実施例〕

この発明の一実施例について図面を参照しながら説明す
る。

この発明の一実施例でおるセクタ電子スキャン超召波診
助装置は、第１図に示すように、互いに所定の角度を有
するアーム１およびアーム２それぞれに取り付けられた
２個の超音波プローブ３および４と、前記アーム１およ
びアーム２とのノヅ■定角度を検出するポテンシオメー
タ５とを有し、たとえば一方の超音波グローブ３から超
音波ビームを発射し、被検体内をビーム走査し、前記−
力の超音波グローブ３と他方の超音波プローブ４とで超
音波反射エコーを受信し、受信した超音波反射エコーに
基づき、後述の演ｙ？、を実行することにより、超音波
ビーム６の方向に関係なく絶対海流速度をめて超ｔ１波
障１層像中にこれを止ねて表示する。

絶対血流速度をめる演ｐ−法について次ｒＣ説明する。

今、第２図に示すように、−力の超七汲フローブ３の生
体液か面の中心Ａをｘｙ座標の中心（０゜Ｏ）とし、他
方の超音波プローブ４の生体接触面の中心Ｂを（Ｘｏ、
ｙ、、）とする。このとき、Ｎ　召ｅｌＯＴ層像内、換
言するとビーム走査佃域内の任意の点Ｐの座標は、−力
の超音波プローブ３のセクタ走査角θ１、および生体の
深さｒ３合用いて、第１式のように表わすことができる
。

Ｐ＝（ｒ、鳴θ＋、ｒ＋５Ｉｔｌθ、）・・・・・・・
・・・・・・・・・・・・・・・・・・・（１）点Ｐか
らの超音波反射エコーを他力の超音波グローブ４で受信
するとき、前記−力の超音波プローブ３を態動するパル
サの打ち出しから前記他力の超音波グローブ４が受信す
る′までの時間ｔ、は、第２式のように表わすことがで
きる。

ｔ、＝ＡＰ＋ヱル・・・・・・・・・・−・・・・・・
・・・・・・・・・・・・・・・（２）Ｃ （ただし、Ｃは生体中の音速であり、約１５３０　Ｉｎ
／ｓｅｅである。） ここで、 Ｘ丁＝ｒ、／Ｃ であるから、前記第３式および第４式を前記第２式に代
入することによυ第５式が得られる。

・・・・・・・・（５） したがって、−力の超音波グローブ３を駆動するパルサ
の打ち出し時間からｔ３秒後のデータをサンプリングす
ると、点Ｐの位置における情報を検出することができる
。ここで点Ｂの位置は、第１図に示すポテンシオメータ
５、アーム１．２の長さにより（ｘ　ｏ、ｙ、）を前も
って算出することができる。

次に、点Ｐのスキャニングの方法は、たとえば点Ａを中
心にして θ！＝３０°　、ｒ、＝ｎΔｒ　（ｎ＝ｏ、１、−＝、
）θｌ−２９１１１ｒｌ　”　ｎΔｒ θｒ　＝　０”　ｒ　ｒ　＋　＝ｎΔｒ１　３０°　、
ｊ、＝ｉ１Δｒ のようにビーム走査を行ない、これに追従してｔ。

（ｒいθＩ）をめる。

一方、超音波プローブ３で受信する超音波反射エコーは
、超音波プローブ３を駆動するバルサの打ち出し時間か
ら第６式で示す時間ｔ、秒後にデータのサンプリングを
行ない、超音波グローブ４では第５式で示す時間ｔ８秒
後にデータのサンプリングをすると、点Ｐにおけるドプ
ラ血流信号を検出することができる。

ｔＩ−２ｒＩ／Ｃ・・・・・・・・・・・・・・・・・
・・・（６）いま、第３図に示すように、超音波グロー
ブ３により得られる点Ｐの前流速度によるドプラ信号の
周波数偏移をｆｄ、　、超音波グローブ４によ＃）得ら
れる点Ｐのドプラ信号の周波数偏移をｆｄ、とすると、
ｆｄ、およびｆｄ、それぞれは第７式および第８式によ
シ表わすことができる。

ｆｄ、２Ｖ邸ψ ７”・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・（７）
、ｄ！＝旦づ弛」Ｌゴニムｌ−ｆ、−ｆ、・・・・・・
（８）Ｃ＋Ｖ部ψ ただし、超務波ビーム６と超音波グローブ４の中心線７
とのなす角度分θ、）超音波ビーム６と血流方向とのな
す角度をψ、血流の絶対速度全■、超音波の中心周波数
をｆｏとする。

点Ｐにおける絶対流速■は、前記第７式および第８式か
ら、第９式のように示されるから、この絶対流速Ｖを演
７１、速度に応じて表示装置Ｉグにカラー表示金すると
、血流の可視化を正確に実現することができる。

咲θρＳ・・・・・・・・・（９１ 次に、前記演舞、を実行する具体的な回路構成について
説明する。

水晶発振器によｐ構成される基準信号発生器１０は高安
定な周波数特性を有する信号ｆ、を分周器１１に出力す
る。分周器１１では、入力信号ｆ０をＮ分周し、Ｎ分周
されたレートパルスを遅延回路１２に供給する。例えば
、Ｎ＝５００、基準信号周波数ｆ、　＝２．５ＭＨｚと
した場合、遅延回路１２に入力されるレートパルスの周
波数ｆｒは５　Ｋ　ＨＺとなる。

遅延回路１１：１．、ｎ個の遅延線１２ａによって構成
されている。遅延回路１２の各遅延線１２ａは、それぞ
れｎ個のバ／Ｌす１３に接続され、＾＋］　＆分周器１
１から出力されるレートパルスがＨｒにの遅延時間を与
えられ後、バルサ１３に供給され、ここで高電圧の振動
子駆動パＡ・スに変換される。各バルサ１３は超音波グ
ローブ３内のＭ召岐振動子列３ｂを構成するｎ個の各振
動子３ａに接続され、前記駆動パルスを６振動子３ａに
印加することにより、各振動子３ａを励振する。励振さ
れた各振動子３ａは８刊汲パルスを発射づ゛る。よって
、超音波振動子列３ｂによって、発射超音波パルスの位
相の揃った方向に超音波ビーム６が被検体内に送波され
る。

送波された超音波ビームの被検体内の追響インピーダン
スの異なる境界面からの反射波、または被検体内におい
てドプラ偏移を受けた反射ｌＩｋ／ｒｉ、再度超音波振
動子列３ｂを構成する振動子３ａおよびん上肢プローブ
４内の超音波振動子列４ｂを構成する振動子４ａによっ
て受波される。

この超音波振動子列３ｂ、４ｂによって受波された反射
波は音響−電気変換され反射信号として、振動子列３ｂ
　、４ｂを構成する各振動子３ａ、４ｂにそれぞれ接続
さ！土だｎ個の＠置増幅器１４　、１．６に供給され、
増幅された後、ｎ個の遅延線１５ａ。

１７ａによって構成される遅延回路１５．１７に出力さ
れる。ここで、各々所定時間遅延されるものであり、こ
の遅延局間の決定、制御については、送波用の遅延回路
１２も含めて主制御回路２０によって達成される。一般
的には送波用遅延回路１２、受波用遅延回路１５は、同
じ遅延時間金与えるよう制御されるものであることから
、いずれか−力の遅延回路を省略し、残る他方の遅延回
路を受波用および送波用の兼用回路としてもよい。

一方、受波用遅延回路１７は、超音波ビームの受波指向
性を逆に低下させておき、超音波グローブ３よシ発射さ
れた超音波ビーム５による情報なリアルタイムに得るこ
とができるように制御し、高速かつリアルタイムでドプ
ラ血流情報をイ０るように構成するのが好ましい。遅延
回路１５でｒ９［定の遅延が与えられた反射信号は、加
算回路１８に）いて加初合成さｉｌ、た後、アナログス
イッチ２１及びミキサ回路２５に分岐出力される。

断層像データ出力手段たとえば′４Ａ波器２２に入力さ
れた反射（ｃｉ号は、検波されＢモード超音汲反響Ｉｇ
ｉ層像を構成する回層情報として、加↑Ｊｔ’ｊ２４の
一入力端子へ入力さ扛る。加に器２４は、底水装置１４
のＺ信号入力端子に映１家イ、Ｊ号を出力する。

−力、ミキサ回路２ｂａでは加シｆ−回路１８からの出
力信号が人力さｊ、ると同局に、基準（ｇ　４ｙ発生器
１０からの基準パルスイム号ｆ、も供給さＪしる。この
混合出力は次段のローパスフィルタ２６ａに入力される
ことによってろ波され、位相検波イー号として出力され
る。この位相検妓信ぢは、被検体内部の種々の距離にお
けるドプラ偏移成分を含んだ信号である。また、心臓内
の壁などの固定反射も含んでいるので、この信号成分中
直流分、ドブン佃移周波数以上の周波数成分を除去する
必妾があり、そのため例えばローパスフィルタ２６ａか
ラノ出力信号を一旦、Ａ／Ｄ変換１２７　ａでティジタ
ル信号に変換した後、フィルタ回路２８ａに入力する。

ここで、位相検波出力から心臓壁などによる固定反射信
号が取り除かれる。

フィルタ回路２８ａは、例えば第５図に示すように加算
器３５，３６、シフトレジスタ３７及び乗算器３８から
構成されるものであり、シフトレジスタ３７は、ル−ド
パ冗ス間隔に相当する時間分遅延を行なわせるものであ
る。ここで、レートパルス周波数ｆｒを５Ｋ）ｉｚとす
れば、レートパルス間隔時間は２００μＳに相当する。

フィルタ回路２８ａのフィルタ特性は、例えば第６図に
示すようなものであり、第４図のフィルタ回路２８ａを
２段設けるとさらに良いフィルタ特性が達成でき、理論
的にはフィルタ回路２８ａでの演算を１０レートパルス
分（２００μ５Ｘ１０）繰り返すことによって所望する
フィルタ効果が得られるものである。

第６図におけるフィルタ特性は、横軸を周波数、縦軸を
出力信号電圧として表わしたものである。

このようなフイノシタリング法は、レーダにおけるＭＴ
Ｉ　（Ｍｏｖｉｎｇ　Ｔａｒｇｅｔ　Ｉｎｄｉｃａｔｉ
ｏｎ）技術を応用したものである。

フィルタ回路２８ａよりの出力イム号は、平均流速検出
回路２７に人力される。平均流速検出回路２７は、次の
ようにして、平均流速ｒ４−　リアルタイムで演算する
構成となっている。すなわち、フィルタ回路２８ａの出
力信号のうち、生体中の任意の深さに相当する部位につ
いてのもぢを連出し、その周波数スペクトルＰ（ω）を
めて第１Ｏ式により平均ドプラ周波数ωｒｎをめるとよ
いのである周波数スペクトルＰ（ω）と自己相関Ｃ（τ
）とは、Ｗｊｅｎｅｒ−［ｈｉｎｔｃｈｉｎｅ定理によ
り第１１式の関係から９、 Ｃ（τ〕のτに関する１次微分をＣ′（τ〕とすると第
１２式となるので、リアルＺイムで自己相関をテジメル
演ｑ、シて、ωｍをめる構成である。

ｊωｎ＝　＝　Ｃ’（ｏＪ／　Ｃ（ｏ）　・・・・・・
・・・・・・−・・・・・・・・・・・・・・・・・・
・・・（６）平均流速検出回路２７ａの出力は、それぞ
れの生体の各深さ位置に対応してメモリ３０ａに格納さ
れる。つ１９、メモリ３０ａは、超音波プローブ３で得
られた信号に基づき、ミキサ２５ａ１　ローパスフィル
タ２６ａＸＡ／Ｄ変換器２７ａ１フイルタ回路２８ａお
よび平均流速検出回路２９ａｉ介して、前記第７式の平
均ドプラ偏移周波数ｆｄ。

を第６式のｔ、と対応付けて格納する。ポジションコン
ピュータ３１は、前記第６式および第５式の１、．１．
を演算する演算装置である。壕だ、ポジションコンピュ
ータ２３　ｔｄ、ホテンショメータ５により検出される
テークによシ、２つの超音波プローブの位置関係をη−
出する演算装置である。

また、遅延回路１７で所定の遅延が与えられた反射信号
は、加算回路１８において加算合成された後、前記平均
ドプラ偏移周波数ｆｄ、をめるのと同様の構成のミキサ
２５ｂ１　ローバスフィルタ２６　ｂ、　Ａ、／Ｄ変換
器２７ｂ１　フィルタ回路２８ｂおよび平均流速検出回
路２９ｂを介して処理され、前記第８式の平均ドプラ偏
移周波数ｆｄ、が第５式のｔ、と対応伺けてメモリ３０
ｂに格納される１、絶対ｆ＆速速算算回路２は、メモリ
３０ａ、３０ｂより出力されるテークを入力し、で、前
記第９式の演ｎを行なって絶対流速Ｖを算出する構成と
なっている。信号処理回路３３は、絶対流速■を示す信
号を、絶対流速に比例してカラー信号化し、アナログイ
’ｆ４　′＋′ｊＶこ変換して、これを加ｑ器２４に出
力する。表示装置３４は、加算器２４よりの信号を入力
して、超音波り層像と血流とを１畳して表示する。

以上構成によると、２基の超音波プローブ３゜４を用い
、−力の超音波グローブ３により生体内をビーム走査し
、得られる反射エコーを超音波グローブ３で受波して超
お波動層像を表示すると共に、超音波グローブ３よシ超
者鼓ヒームを光射した後、ビーム上の各点につき、超音
波グローブ３と超音波グローブ４との両方で異なるサン
プリング時間で反射エコーを受波し、ビーム上の各点に
おける平均ドプラ偏移周波数ｆｄ１．ｆｄ２をめ、この
ｆｄｌ、　ｆｄ２より絶対血流速度をｑ−出することが
できる。したがって、前記実施例によると、超音波ビー
ムと血流の方向とがどのように交差していても、その血
流の絶対速度を算出し、表示するもので、正確な血流＠
報を得ることができる。

以」二、この発明の一実施例について詳述したが、この
発明は前記実施例に限定されるものではなく、この発明
の要旨を変更しない範囲内で適宜に変形して実施するこ
とができるのはいうまでもない。

前記実施例は、セクタ電子走査形超音波診断装置に関す
るが、この発明はリニア電子走査形超音波診断装置や、
機械式走査形超音波診蘭装置にも適用することができる
。

〔発明の効果〕

この発明によると、２基の超廿波グローブを用いて２方
向からの血流ｔｄ報をとらえ、絶対流速を検出すること
により、２次元の血流の流れる有様を超音波断層像中に
同時に表示することができるので、たとえば僧房弁閉鎖
不全症等による血流の逆流等を容易に検出することがで
きる。

【図面の簡単な説明】

第１図はこの発明の一実施例における２基の超音波プロ
ーブを示す説明図、第２図は前記２基の超音波グローブ
の位置内孫を示す説明図、第３図は絶対流速を検出する
方法を示す説明図、第４図はこの発明の一実施例を示す
ブロック図、第５図は前記実施例におけるフィルタ回路
の構成を示すブロック図、および第６図は前記フィルタ
回路の周波数特性を示す特性図である。 ３・・・第１の超廿波プローブ、４・・・第２の超音波
プローブ、　２２・・・検波器、２９ａ、２９ｂ・・・
平均流速検出回路、３２・・・絶対流速演算回路、３４
・・・表示装置。 第１図

Claims (1)

【特許請求の範囲】
1. 超音波ビームを送化し、その反射エコーを受波する第１
   の超音波プローブと、前記第１の超音波プローブより送
   イｄした超音波ビームの反射エコーなＡｉ］記−力の超
   音波プローブとは異なる受信時間で受波すると共に前記
   第１の超音波プローブとハｒ定の位１４関係を有して配
   置される第２の超音波プローブと、ｉｌ」記第１の超音
   波プローブで受波した反射エコーを基に断層像データを
   出力する断層像データ出力手段と、前記第１および第２
   の超音波プローブで受波し／（反射エコーを基に平均ド
   フラ偏移周波数ヲ視−出する平均流速検出回路と、前記
   平均流速検出回路により算出された平均ドプラ偏移周波
   数と前記所定の位置関係とを基に絶対流速を算出する絶
   対流速演算回路と、前記絶対流速演算回路でめた流速の
   流体と断層像とを１畳して表示する底水装置とを備えた
   ことを射像とする超音波診断装置。