JPS61191346A - 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】 〔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
上にある生体内の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
内の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、例えば、心臓の壁のように測定対象であ
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
障害となる生体内低速運動部分または、固定部分の信号
成分は、送波繰り″返し周波数の近傍にある程度の広が
りを持って存在するため、前記公知の方法では、単一消
去型の１チャンネル複素信号キャンセラを用いているた
め。

心臓の壁等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った。

〔発明の目的〕

本発明の目的は、生体内の運動部分の２次元表示を行う
超音波診断装置において、血流等の被測定物体に比べて
動きの遅い部分又は固定した部分からの信号成分を除去
することができる技術を提供することにある。

本発明の他の目的は、生体内の運動部分の２次元表示を
行う超音波診断装置において、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
明細書の記述及び連符図面によっ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１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、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。

その受渡信号を増幅し、この増幅された受渡信号を受波
整相し、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
受渡信号とを混合して、受波信号を複素信号に変換し、
この複素信号から複素信号キャンセラと演算器とを用い
て生体内の運動部分の速度を求めて表示する超音波診断
装置であって、前記複素信号キャンセラを血流等の被測
定物体に比べて動きの遅い部分又は固定した部分からの
信号成分を除去する帰還付多重消去型複素信号キャンセ
ラとしたことにより、超音波反射信号から動きの遅い低
速運動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分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。

〔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回において、同−ｍ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。

〔実施例！〕

第１図乃至第９図は１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ック図、第２図は
、単一消去型キャンセラの構成を示すブロック図、第３
図は、帰還付多重消去型キャンセラの一実施例の帰還付
二重消去型キャンセラの構成を示すブロック図、第４図
乃至第６図は、本実施例Ｉのキャンセラの他の実施例の
構成を示すブロック図、第７図は、キャンセラ入力の一
実施例の周波数特性を示す図、第８図は、単一消去型、
帰還付二重消去型、理想的なキャンセラの速度レスポン
スを示す図、第９図は、キャンセラ入力が第７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
ャンセラの出力の周波数特性を示す図である。

第１図において、ｌは超音波ビームを送受するための探
触子であり、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ューサ
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個のエレメントから順にに個のエ
レメントを選択し、受波増幅器４Ａに接続する動作を行
うためのものである。受波増幅器４Ａの出力は、受波整
相回路４に導かれて、受波信号の整相が行われる。

前記超音波探触子１により受波され増幅、整相された受
波信号は、安定な高周波信号を発生する水晶発振器１０
の出力を同期回路１１を用いて、探触子の振動周波数に
応じた参照波により混合器６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を用いて復調する
ようになっている。

これまでは、アナログ信号処理を並列に行ってきたが、
１３はこれを時系列的に変換するためのマルチプレクサ
−であり、この制御は同期回路１１によって行われる。

１４はアナログ・デジタルコンバータであり、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複素信号キャンセラの一実施例
としての帰還付二重消去型の１チャンネル複素信号キャ
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チャ
ンネル複素信号キャンセラ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１
６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
内の運動部分の反射強度、速度、速度分散を求めるよう
になっている。

これらの演算方法については、特願昭５９−２６３１９
９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。

２０は画像メモリであり、エンコーダ１９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１画像メモリ２０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。２
２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Ｗ１２４に供給され、
表示制御回路Ｓ３により、ＢモードあるいはＭモードの
運動速度分布画像が表示装置！２４に表示される。

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により受波された反射
信号を増幅し、整相した後、検波回路５０により検波さ
れた後、受波信号はアナログ・デジタルコンバータ１４
’により、デジタル信号に変換され、エンコーダ１９′
により、コード化される。このコード化された画像信号
は１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！２３に供給される。表示装置
２３上には、表示制御回路５３により、通常の断層画像
と生体内の速度分布像の両者を選択的にあるいはこれら
の面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１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速度を色彩
表示することも可能である。

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成分を抽出する本実
施例Ｉ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
血流に比較して運動速度が遅い低速運動部分の反射信号
は、血流に比較して通常反射信号が強大なため血流速度
測定に著しい妨害を与える反射信号成分を除去するため
に、帰還付多重消去型１チャンネル複素信号キャンセラ
の一実施例として、帰還付二重消去型１チャンネル複素
信号キャンセラ（以下、帰還付二重消去型キャンセラと
いう）を設ける。

この帰還付二重消去型キャンセラについて説明するため
に、最初に帰還なしの単一消去型キャンセラについて述
べ、後に帰還付二重消去型キャンセラについて述べる。

第２ＷＩに示す単一消去型キャンセラは、ディレーライ
ンエ０２と減算器１０４がら壽成され、ディレーライン
１０２は送波繰り返し信号の１周期（Ｔ）に一致する遅
延時間を有し、このディレーライン１０２は、例えば、
１周期の中に含まれるクロックパルスの数に等しい記憶
素子がら成るメモリ又はシフトレジスタを用いる。ディ
レーライン１０２には減算器１０４が接続されており、
減算器１０４によってディレーライン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Ｅ；と出力ＥＯの入出力関係式は
式（１）のようになる。

Ｅσ＝Ｅｉ〜（５−ＰＴ−１）　　・・・・・（１）但
し、ｐ＝ｊω、ω：角速度 復調後の超音波信号、すなわち、キャンセラの入力信号
を周波数分析すると、第７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
した生体内の臓器の反射信号による周波数成分と、第７
図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
臓器による反射信号の周波数成分は、第７図のＢ＋、Ｂ
４に示すように、送波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
によるドツプラ偏移を受けた信号の周波数成分のみを抽
出する理想的なキャンセラの速度レスポンスは、第８図
のＣに示すようになり、キャンセラ入力信号の周波数成
分を第７図に示すものとすると、キャンセラの出力は第
９図のＡｔ３１〜Ａ０４に示すようになり、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
器の反射信号の信号成分は完全に除去される。

キャンセラの入力信号の周波数成分を第７図に示すもの
とすると、万２図で示した単−消去型キャンセラによる
出力は、第９図のＡｎｔ〜Ａｔ４及びＢｌｌ〜Ｂｓ４に
示すようになり、第７図のＢｌ”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、心臓の壁のような低速運動部分及び、固定部分
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
せるキャンセラとして、帰還付多重消去型複素信号キャ
ンセラを用い、本実施例■では、帰還付二重消去型キャ
ンセラ１５を用いている。

次に、この帰還付二重消去型キャンセラ１５の実施例の
構成について、第３図乃至第６図を用いて説明する。

帰還付二重消去型キャンセラ１５の構成は、第３図に示
すように、ディレーライン１０２及び１０３と、減算器
１０４，１０５，１０６及び加算器１０７と、ディレー
ライン１０３の出力をに１倍の帰還量をもってＥ、から
減算させるための帰還ループ１０８及びディレーライン
１０３の出力をに２倍の帰還量をもってＥ２に加算させ
るための帰還ループ１０９によって構成される。この場
合の入力Ｅ；と出力Ｅ０の入出力関係式は、式（２）の
ようになる。

但し、Ｚ＝ＥＰ′ｒ る。

前記式（２）からもわかるように、Ｋｌ、に２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、Ｋ
１．に２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
が得られるようにに□、に２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部分又は固定している部分から
の反射信号成分を除去することができる。

第８図において、ある一定の速度レスポンス２以上にな
らない速度レスポンスの谷の部分は、単一消去器を用い
たキャンセラの場合は、Ｐｓとなり、帰還付二重消去器
を用いたキャンセラの場合は、Ｐ２となる。このように
、帰還付二重消去器を用いた複素信号キャンセラは、谷
の幅が狭くなり、低速の血流成分まで検出することが可
能になる。

帰還付二重消去器を用いたキャンセラの入力信号の周波
数成分を第７図に示すものとするとき、キャンセラの出
力は、第９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ャンセラ
の出力（八１．〜Ａ１４．８１１〜Ｂ１４）及び理想的
なキャンセラの出力＜Ａｏｓ〜Ａｏ４）と比較すると。

Ａ　ｒ　ｉ　＜　Ａ　２　ｉ　ｚＡ　ｏｉＢ　Ｉｉ＞　
８２　ｉ＃０ （ｉ＝１〜４） となり、帰還付二重消去器を用いたキャンセラは、単一
消去器を用いたキャンセラよりも、理想的なキャンセラ
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ャンセラとして有効である。

帰還付二重消去器を用いたキャンセラの他の実施例を第
４図及び第５図に示す。

第４図の帰還付二重消去型キャンセラの動作は、第３図
の帰還付二重消去型キャンセラと同様の動作を行う。

また、前記帰還付二重消去型キャンセラを第５図に示す
ような回路構成にすることもできる。

次に、第３図及び、第４図に示した帰還付二重消去器を
用いたキャンセラの一実施例を第６図に示す。

第６図において、１１４．１１５．１１６は減算器、１
１７は加算器、ＲＣＩ乃至ＲＣ６はラッチ回路、ＲＡ　
Ｍ　（Ｒａｎｄｏｍ　Ａｃｃｅｓｓ　Ｍｅ＋ｗｏｒｙ）
はメモリ、１１８．１１９はセレクタ、１２０は外部制
御回路である。

この実施例の帰還付二重消去型キャンセラは、第６図に
示すように、−周期（Ｔ）分の遅延量を持たせるディレ
ーラインとして、読み書き自由なメモリＲＡＭを用い、
Ｋｕ倍、に２倍の帰還量を持たせる帰還ループにセレク
タ１１８，１１９を用いたものである。帰還量の制御は
、スイッチ等の外部制御回路１２０によって外部から制
御可能である。

本実施例！においては、並列受波回路によって受波され
た信号が、９０°位相差の異なる復ＩＩＭ号によって復
調されるため、計２個の復調された信号が時系列的にキ
ャンセラに入力される。そこで、キャンセラの入力と出
力にラッチを設け、これをラッチするタイミング、ＲＡ
Ｍの書き込み、読み出しのためのタイミング及びＲＡＭ
の入出力をラッチするタイミングの制御は、同期回路１
１によって行い、２個の復調された信号を順次キャンセ
ラにおいて処理を行う。

以上の説明かられかるように、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）帰還付多重消去型複素信号キャンセラの一実施例
として、帰還付二重消去型キャンセラ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。

（２）前記（１）により、所定速度以上の血流信号に対
しては、キャ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、生体内速度分布を正確に
演算することができる。

（３）前記（１）の帰還付二重消去型キャンセラの入出
力関係式（２）において、Ｋ１．に２の値を目的の範囲
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
１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。

（４）前記（１）、（２）及び（３）により、良好な診
断資料を提供することができる。

〔実施例■〕

第１０図乃至第１９図は、本発明の実施例■の超音波診
断装置を説明するための図であり、第１０図は、その超
音波診断装置の全体の概略構成を示すブロック図、第１
１図は、受波回路の並列受波装置の詳細構成を示すブロ
ック図、第１２図及び第１３図は、並列受波回路の原理
を説明するための説明図、第１４図乃至第１７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１８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１９図
は、感度補正演算処理回路の一実施例の２チャンネルレ
ベル差補正回路の構成を示すブロック図である。

第１Ｏ図において、探触子１の各エレメント＃】〜＃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＃１〜４ｎから順
にに個のエレメントを選択し、送波回路３の送波パルサ
ー３Ａ（Ｐｍ〜ｐｓ）及び受波増幅器４　Ａ　（Ｒ１〜
Ｒ６）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８Ａ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。受渡増幅
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、各々の受渡指
向性をずらせることが可能となっている。

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、１１和された
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１０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っている。

これまでは、アナログ信号処理を並列に行ってきたが、
１３はこれを時系列的に変換するためのマルチプレクサ
であり、この制御は同期回路１１によって行われる。１
４はアナログ・デジタルコンバータであり、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ャンセ
ラの一実施例の帰還付二重消去型の２チャンネル複素信
号キャンセラであり、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チャンネル複素信号キャンセラ１５は、前述した帰還
付二重消去型キャンセラを用いる。

前記抽出されたドツプラ成分を持つ各チャンネルの複素
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、生体内の運動部分の反射強度、速度、速度分
散を求めるようになっている。

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ャンネル間
の受波感度のレベル差及びノイズ差があった場合１表示
装置に表示される生体内の運動部分の速度分布像には、
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ャ
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、並列受波装置の受渡感度のレベル差、ノイズ差
に起因する生体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の運動部分の反射強度演算
を行った血流等の信号の重み付は演算を行う演算手段と
、前記演算血流信号とこの信号と隣りの演算血流信号と
による重み付は演算を行う演算手段とからなる感度補正
回路５４（以下、２チャンネルレベル差補正回路という
）を用いる。この２チャ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チャンネルレベル差補正回路５４は、次の実験相関式
（３）に基づく演算を施すことにより、隣り合う２チャ
ンネル間のレベル差を補正するためのものである。

但し５Ｍ；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＝被検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ベた時のある時
刻ｔの演算血流信号 Ｄｏ二演算血流信号Ｄｎの１つ右の演算血流信号 次に、２チャンネルレベル差補正回路５４の一実施例を
第１９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は演算を行う
第１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
る重み付は演算を行う第２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っている。

この２チャ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ャンネルの受波感度のレ
ベル差とノイズ差に起因する２次元生体内運動部分の速
度分布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チャ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１画像メモリ２０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。２
２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５
０．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
付は演算を行う第３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は演算を行
う第４演算手段とからなる演算処理機構を有する２チャ
ンネルレベル差補正回路５５を用いる。この２チャンネ
ルレベル差補正回路５５の構成は、第１９図に示すもの
と同じものを用いる。２チャンネルレベル差補正回路５
５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
２３に供給される。表示装置２３上には、表示制御回路
５３により、通常の断層画像と生体内の速度分布像の両
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Ｈ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１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ｉ！２
４のブラウン管としてカラーブラウン管を用いて生体内
速度分布像を色彩表示することも可能である。

次に、航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１２図のように、探触子１のｎ個
の短冊状のエレメントｎ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Ｔｌ（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信するには、
ニレメン１−＃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ＴＲＩ、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
ニレメン１−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１３図
に示すように、各エレメント＃ｌ〜＃５は各々遅延回路
’？’Ａ　Ｉ　、τ８、〜τＡ６．τｇ５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＃１〜＃５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＃１〜＃５に入射して音圧に変換され、各エレメント
＃１〜＃５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、同一のニレメ
ン１−＃１〜＃５を用いて２方向の指向性を得ることが
できる。その詳側な構成を第１１図に示す。

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１
４図に示すように、各エレメント＃１〜＃５は各々遅延
回路ｆＡ＝−ｙ−宜〜プＡ　５　ｓプｇ５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＃ｌ〜＃５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＃１〜＃５に入射して音圧に変換され、各エレメン
ト＃１〜＃５からの信号が加算器１０１又は加算器１０
１′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＃１〜＃５を用いて２方向の指向性を得ることが
できる。

例えば、第１４図のように、走査領域が５０°、−・画
面あたりの走査本数が５０本、診断深度が１０ＣＩ１１
゜フレームレートが１５フレ一ム毎秒の場合、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１診断深度のとき
、実隆時間を約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（音の３０フレ一ム毎
秒となる。

また、第１４図と同じ走査領域１診断深度、フレームレ
ートとすると、第１５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１４図と同じ走査本数、診断深度、フレームレ
ートとすると、第１６図のように走査領域が約２倍の１
００°となる。また、第１４図と同じ走査領域、走査本
数、フレームレートとすると、第１７図のように診断深
度が約２倍の２０ｃｍとなる６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、従来の超音波受波方式を用いた超音波診断装置
により得られる生体内運動部速度分布画像である第１９
図右手分の実線部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１８図の左半分Ｂ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運動部分の速度分布を測定
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。

また、前述した帰還付二重消去型キャンセラＩＳは、心
臓の壁等のような動きの遅い部分、または、固定部分か
らの反射信号成分を充分に除去することができるが、デ
ィレーライン１０２．ｉ。

３に書き込む回数が増加するため、フレームレートが落
ちて見にくい画像となる。この問題を前記並列受波方式
を用いることによって解決することができる。

以上の説明かられかるように本実施例Ｈ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分
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つまたは、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
り画像のチラッ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）帰還付多重消去型多チヤンネル複素信号キャンセ
ラの一実施例の帰還付二重消去型キャンセラ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、キャンセラの速度レスポンスが充分平担となる
ので、平均速度演算回路において生体内速度分布を正確
に演算することができる。

（４）前記（２）の帰還付二重消去型キャンセラの入出
力関係式（２）において、Ｋ１．に２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チャンネルレベル差補正回路５４゜５５を設け
ることにより１画像の乱九の少ない良品質な断層像及び
生体内の運動部分の速度分布像を得ることができる。

（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す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方向値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、２チャンネル複素信号キャンセラとして帰
還付二重消去型キャ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キャンセラ
としてもよい。

〔効果〕

以上説明したように、本発明によれば、以下に通入るよ
うな効果を得ることができる。

（１）帰還付多重消去型の複素信号キャンセラを設ける
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。

（２）前記（１）により、所定速度以上の血流信号に対
しては、キャンセラの速度レスポンスが充分平担となる
ので、生体内速度分布演算回路において、生体内速度分
布を正確に演算することができる。

（３）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の運動部分の速度分布像を得る
ことができる。

（４）前記（１）、（２）及び（３）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９図は１本発明の実施例■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ック図、 第２図は、単−消去型キャンセラの構成を示すブロック
図、 第３図乃至第６図は、そのぞれ帰還付多重消去型複素信
号キャンセラの一実施例の、本実施例の帰還付二重消去
型キャンセラの構成を示すブロック図。 第７図は、キャンセラ入力の一実＃ｉ例の周波数特性を
示す図、 第８図は、単−消去型、帰還付二重型、理想的なキャン
セラの速度レスポンスを示す図。 第９図は、キャンセラ入力が第８図で示されるときの単
−消去型、帰還付二重消去型、理想的なキャンセラの出
力の周波数特性を示す図。 第１０図乃至第１９図は１本発明の実施例■の超音波診
断装置を説明するための図であり、第１０図は、その超
音波診断装置の全体の概略構成を示すブロック図、 第１１図は、並列受波装置の詳細構成を示すブロック図
、 第１２図及び第１３図は、並列受波回路の原理を説明す
るための説明図。 第１４図乃至第１７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１８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１９図は、感度補正演算処理回路の一実施例の２チャ
ンネルレベル差補正回路の構成を示すブロック図である
。 図中、ｌ・・・探触子、２．２３、Ｓ２・・・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・・・９
０°位相器、１３・・・マルチプレクサ、１４・・・ア
ナログ・デジタルコンバータ、１５・・・帰還付二重消
去型複素信号キャンセラ、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・・・画碌メモリ、２
１・・アドレス発生回路、２２・・・デジタル・アナロ
グコンバータ、２４・・・表示装置、５０・・・検波回
路、５３・・・表示制御回路、５４．５５・・・２チャ
ンネルレベル差補正回路である。

Claims (1)

【特許請求の範囲】
1. （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受波整相し、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し、この複素信号から複
   素信号キャンセラと演算器とを用いて生体内の運動部分
   の速度を求めて表示する超音波診断装置であって、前記
   複素信号キャンセラを血流等の被測定物体に比べて動き
   の遅い部分又は固定した部分からの信号成分を除去する
   帰還付多重消去型複素信号キャンセラとしたことを特徴
   とする超音波診断装置。