JPS6330018B2 - - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】 本発明は超音波走査の深さ方向に異なる複数の
点での血流情報を得ることができる超音波診断装
置に関する。

従来、超音波走査方向の深さ方向に異なる複数
の点での血流情報を得るものは例えば、 (1) D.W.Baker，“Pulsed Doppler Blood
Flow Sensing”，IEEE Transactions Sonics
and Ultrasonics，Vol.SU―17，P170―185，
1970 (2) Ｍ，Brandestini，“Topoflow―Ａ Digital
Full Range Doppler Velocity Meter”，
IEEE Transactions Sonics and Ultrasonics.
Vol.Su―25，P287―293，September.1973，
がある。

Bakerの方法は深さ方向別に複数のチヤンネル
を備え、このチヤンネル毎にそれぞれ独自にドプ
ラ検出回路を設けて、走線に沿つて血流情報を得
るものである。Brandestiniの方法は先ず受波さ
れた超音波信号を位相検波し、この位相検波した
デジタル信号に変換する。次にこのデジタル信号
をMTI（Moving Target Indicator）処理し、固
定反射による比較的低いドプラ信号を除去する。
その後、デジタルゼロクロスイングカウンタで深
さ方向に複数のチヤンネルのドプラ信号を演算し
て求めている。

これらBakerの方法にしてもBrandestiniの方
法にしても求めたドプラ信号はドプラ信号の強さ
によつて歪めた曲線によつて表示するものであ
る。このため、瞬時的に血流速度や血流方向を知
覚しにくいという問題がある。また２次元的なド
プラ走査による表示には向かないという問題もあ
る。

このため、例えば特開昭51―136443号公報に示
されるようにドプラシフトを有さない場合は黄色
ないしは黄緑色に設定し、血流が近づいている場
合は、それより赤方、遠ざかる場合は青方へそれ
ぞれ表示色を移行させているものである。しかし
ながら、この従来方式では、血流の速度が一定で
ある場合には、極めて見やすい画面を形成するこ
とができるが、血流速度が変化する場合、各色が
混合してかえつて画面が見にくくなるという欠点
があり、また、時間的な速度変化が一定でなく、
全体的な動きに対して各部が大きな偏差を有する
ような場合には、画像各部に複雑な混色が生じ、
特に正方向と負方向との両者が入り混る表示にお
いては、画面の解読がほとんど不可能になつてし
まうという欠点を有している。

本発明はこのような問題を考慮してなされたも
のであり、血流速度に応じて輝度変調するととも
に血流方向に応じて色を変えて超音波の走査方向
に沿つて血流情報を表示することによつて、瞬時
的に知覚でき、また２次元なドプラ走査の表示に
も応用できる超音波診断装置を提供することを目
的とする。

この目的を達成するために、本発明は被検体に
向けて超音波を送受波する複数の電気音響変換素
子と、この電気音響変換素子から超音波を送波す
るためにこの電気音響変換素子を所定のレート周
期で付勢するパルス発生器と、この電気音響変換
素子によつて受波された超音波信号を増幅する受
信回路と、前記超音波の送受波方向を可変する走
査回路と、前記受信回路から供給された超音波信
号を走査の深さ方向に順次サンプリングし、デジ
タル信号に変換するＡ／Ｄ変換器と、このＡ／Ｄ
変換器の出力を複数レート周期分記憶するメモリ
部と、このメモリ部に記憶され、同じ深さで、か
つ、異なるレート周期の超音波信号を読出し、各
深さでの血流速度及び血流方向を求めるドプラ検
出回路と、このドプラ検出回路で求められた前記
血流速度に応じて輝度変換し、しかも、前記血流
方向によつて色を変えて表示する表示部とを備え
たことを特徴とするものである。

本発明を説明する前に、先ず、一箇所だけでの
血流観測の例を図面に参照して説明する。

第１図は概略構成図である。基準発振器１は、
例えば水晶発振器にて構成されるもので、周波数
5MHz（20）の高安定な周波数特性を有する信号
を発振出力している。この発振出力は、一方にて
フリツプフロツプからなる分周器２に入力されて
２分周され、他方にてインバータ回路３にて反転
されたのち分周器４に入力されて２分周されてい
る。しかして分周器２，４の各出力はそれぞれ周
波数2.5MHzの信号となり、且つπ／２の位相差
をもつたものとなる。前記分周器２の出力信号は
分周器５に供給され、Ｎ分周（Ｎは整数で例えば
500）されて周波器5kHzのレート周波数信号とし
て出力されている。この信号は制御回路６に供給
されると共に遅延回路７ａ，７ｂ，〜，７ｎにそ
れぞれ供給されている。これら遅延回路７ａ，７
ｂ，〜，７ｎは前記制御回路６によつて遅延時間
設定されるもので、その設定された遅延時間によ
つて後述する超音波信号の送波方向が定められ
る。そして各遅延回路７ａ，７ｂ，〜，７ｎを介
した前記信号はパルサ８ａ，８ｂ，〜，８ｎをそ
れぞれ駆動し、同パルサ８ａ，８ｂ，〜，８ｎに
各別に接続された超音波振動子９ａ，９ｂ，〜，
９ｎをそれぞれ付勢して超音波信号を送波するよ
うになつている。尚、これら振動子９ａ，９ｂ，
〜，９ｎは、例えば直線上に配列されてアレイ構
造をなし、超音波探触子、即ち電気音響変換素子
を形成している。

一方、前記送波された超音波の生体内反射部位
で反射された信号は、前記超音波振動子９ａ，９
ｂ，〜，９ｎにてそれぞれ受波されている。そし
て受波信号は前置増幅器１０ａ，１０ｂ，〜，１
０ｎを介してそれぞれ増幅されたのち、前記制御
回路６により遅延時間設定された遅延回路１１
ａ，１１ｂ，〜１１ｎで遅延制御されて出力され
ている。尚、遅延回路１１ａ，１１ｂ，〜，１１
ｎの各設定遅延時間は先の遅延回路７ａ，７ｂ，
〜，7nにそれぞれ対応して同じく定められるも
のである。しかして各遅延回路１１ａ，１１ｂ，
〜，１１ｎの出力は加算合成回路１２に入力され
て加算合成処理され、前記超音波送波方向からの
受波信号として出力されている。この出力信号は
検波器１３を介して検波され、断層情報信号とし
て表示装置１４に供給されている。また前記加算
合成回路１２の出力信号はミクサ（MIX）１５，
１６にそれぞれ供給されている。これらミクサ１
５，１６は前記分周器２，４の各出力信号をそれ
ぞれ入力するもので、上記出力信号、つまり前記
したレート周波数の基準となる周波数0（2.5M
Hz）の信号と、受波信号とを混合している。ミク
サ１５，１６の各混合出力はフイルタ１７，１８
を各別に介して濾波されたのち位相比較器１９に
入力されて信号相互間の位相判別がなされてい
る。この位相判別結果は例えばその値が正のとき
に血流が超音波信号の伝搬方向に対して近づく方
向に流れており、逆に負のときには遠ざかる方向
に流れていることを示している。この情報は前記
表示装置１４に入力されて表示されるようになつ
ている。

また前記フイルタ１７の出力信号は、レンジゲ
ート回路２０に入力されている。同回路２０は、
前記レート信号（分周器５の出力）を受けて動作
する単安定マルチバイブレータ（以下、MMと略
記する）２１の出力によつて所定期間ON動作す
るMM２２によつてゲート開成されるものであ
る。即ち、時系列に連続的に受波される反射超音
波信号は、その受波時刻と被検部の深さとが比例
したものである。従つてMM２１にて適当な経過
時間を定め、その出力タイミングにてMM２２を
作動させて所定時間幅の信号を得れば、レンジゲ
ート回路２０は所望とする観測部位の診断情報信
号だけを抽出することになる。このレンジゲート
回路２０の出力を帯域通過フイルタ（BPF）２
３を介することにより、ドプラシフトした周波数
成分の情報、つまり血流速に比例した信号を得る
ことができる。

第２図は第１図に示した装置の作用を示す各部
の波形図で、ａは基準波信号（周波数0の分周器
２の出力）を分周器５を介して500分周して得た
周波数5kHzのレート周波数信号である。パルサ
８ａ，８ｂ，〜，８ｎは上記信号の各立上りエツ
ジにて同期がとられ、遅延時間制御されて駆動さ
れる。従つて振動子９ａ，９ｂ，〜，９ｎ（探触
子）からは第２図ｂに示すようにレート周期
200μs毎に超音波信号が送波される。送波される
超音波パルスの中心周波数（1）は約2.5MHzで
ある。このような送波超音波信号が生体内の各部
で反射して受波されると、その受波信号は第２図
ｃに示すようになる。この受波信号（加算合成回
路１２の出力）は検波器１３を介して第２図ｄに
示す如き信号として出力され、表示装置１４に供
給されてＢモード、若しくはＭモードにて表示さ
れている。

固定した反射体からの反射波は、第３図ａに示
す如き波形をしており、その周波数スペクトルは
同図ｂのようになり中心周波数1（約2.5MHz）を
含む広帯域の周波数成分を持つことになる。この
ままでは1kHz程度のごくわずかなドプラ偏移を
検出することはできない。しかし、本発明の実施
例の如く、極めて正確な基準発振器から分周され
た正確に5kHzのレート周波数で第３図ａのパル
スをくり返すと周波数スペクトルは同図ｃのよう
に包絡線が１個のパルスのスペクトルに等しく
5kHzの整数倍の周波数だけからなる線スペクト
ルとなる。従つて、第１図の回路により得られる
固定反射体からの反射波は第３図ｃの如きスペク
トルを有することになる。パルサ、増幅器には遅
延時間があり遅延回路による遅延時間は走査方向
によりばらつきがあるが定走査方向で常に等しい
から問題はない。第３図ｄは横軸を拡大した図で
あり実線は固定反射体からの反射波スペクトルで
あるが、鎖線は移動物体からの反射波のスペクト
ルで△のドプラ偏移を受けている。従つて、こ
の信号と基準発振器（周波数0）の出力をミクサ
で混合することにより差の周波数をとり出せばド
プラ偏位周波数を検出することができる。

もし、レート周波数信号の線スペクトルが基準
波信号0に対して不安定であれば、基準波信号に
対するレート周波数信号の変動自体が、ドプラ偏
移周波数と見なされ、正確なドプラ信号を得るこ
とは困難になる。

一方、ミクサ１５では上記第２図ｃに示す受波
信号と先に述べた２分周された周波数2.5MHzの
基準信号を混合して第２図ｅに示す如き混合出力
を得ている。この信号はフイルタ１７を介して濾
波され、第２図ｆに示すように変換される。第２
図ｇはレンジゲート回路２０のサンプリングタイ
ミングを示すもので、同タイミングにて同図ｆに
示したフイルタ出力を逐次サンプリングすること
によつて一つの観測部位における反射超音波のド
プラ偏位成分を同図ｈに示すように得られる。第
２図ｉはｈに示す信号を時間軸圧縮して示したも
ので、同信号を帯域通過フイルタ２３を介してフ
イルタリングすることにより、第２図ｊに示す如
きドプラ信号が得られる。かくしてここに検波器
１３の出力として第２図ｄに示す如き断層像に関
する観測情報を得、フイルタ２３の出力として第
２図ｊに示す如き血流速に関するドプラ信号の観
測情報を同時に得ることができる。

ところで、前記制御回路６は一般的には、例え
ば特願昭52―28016号に記されるものが用いられ
るが、本装置にあつては次のように構成すること
が適当である。即ち、制御回路６にROM（リー
ド・オンリー・メモリ）を備え、ROMの各アド
レスを超音波の走査方向に対応させておく。そし
て各アドレスには上記走査方向への超音波の送受
波に必要な、前記遅延回路７ａ，７ｂ，〜，７
ｎ，１１ａ，１１ｂ，〜，１１ｎに対する遅延時
間設定情報を収納させておく。従つて指定する走
査方向に対応するROMのアドレスを選定指定す
ることにより、超音波信号は上記指定走査方向に
送波され、反射物体によつて反射されて上記方向
のものが受波されることになる。しかして今、第
４図に示すように探触子２６により送受波される
超音波信号の走査方向が１，２，〜，ｋ，〜，６
４で示され。方向ｋにおける位置Ｐの情報をドプ
ラ信号から観測するものとする。この場合、前記
ROMによる走査方向の指定を「１，ｋ，２，
ｋ，３，〜」のように１レートパルスおきに走査
方向ｋを指定し、且つ他のレートパルスタイミン
グには走査方向１より順次指定して行けば、方向
ｋの走査時にはドプラ信号及びＭモードの信号を
得、他の方向の指定時によつてＢモード、つまり
リアルタイム断層像を得ることができる。換言す
れば、リアルタイム断層像と血流速度情報とを同
時に観測することができる。またこのとき、Ｂモ
ード及びドプラ信号の実効的レート周波数は先に
示した周波数の1/2、つまり2.5kHzとなる。尚、
レンジゲート回路２０によるサンプリングタイミ
ングにて表示出力を輝度変調するように構成すれ
ば、血流観測位置を正確に表示することができ
る。

さて、前記断層像及び血流観測に用いる超音波
信号はいずれも単一パルスであつてもよいが、例
えば第５図ａに示すような断層像観測用の単一パ
ルスに対して、血流観測には同図ｂに示すように
振幅レベルを大きくしたもの、あるいは同図ｅ示
すように波数を多くしたバースト状のものを用い
た方が好都合である。このような超音波信号を用
いれば血流観測における距離分解能の低下を招く
ことなく、そのＳ／Ｎの向上をはかることができ
る。従つて第５図ｄに示す超音波探触子２６から
所定のレートに従つて単一パルス超音波とバース
ト波とを交互に送波し、且つその走査方向を同図
ｅのように指定していけば、前述した断層像情報
と血流情報とを双方共に距離分解能の高い、Ｓ／
Ｎの良好な信号として得ることができる。

以上の説明は、一つの走査線において一箇所で
だけ血流観測を行つたが、一つの走査線上におい
て複数箇所での血流観測を同時に行うことができ
る本発明の一実施例を説明する。第６図はその一
例を示したもので、分周器５の後段を構成する
MM２１，２２、レンジゲート回路（RG）２
０、BPF２３等を複数個並列的に設け、マルチ
チヤンネル構成としたものである。即ち、分周器
５の出力（レート信号）はフリツプフロツプ３０
によつてゲート制御されるゲート回路（Ｇ）３１
を介してMM２１ａ，２１ｂ，〜，２１ｎに供給
されている。上記フリツプフロツプ３０はレート
信号（周波数0／2N）を入力して反転動作するもの で、前述した走査方向ｋへの超音波送受波タイミ
ングにのみゲート回路３１を開成している。従つ
て走査方向ｋの超音波送受波時、即ち血流観測時
には分周器５の出力がMM２１ａ，２１ｂ，〜，
２１ｎに供給される。これらMM２１ａ，２１
ｂ，〜，２１ｎは第７図ａ，ｃ，ｅにそれぞれ示
す如きパルス時間幅設定されたものである。そし
てMM２２ａ，２２ｂ，〜，２２ｎはMM２１
ａ，２２ｂ，〜，２１ｎの出力信号の立下りエツ
ジにて作動し、例えばパルス時間幅4μsの第７図
ｂ，ｄ，ｆに示す如きタイミングの信号を出力し
ている。今、前記MM２１ａ，２１ｂ，〜，２１
ｎが33個からなり、探触子２６の表面からの深さ
に対応した時間が例えば26μs，30μs，34μs，〜，
160μsと順次設定されているものとすると、１イ
ルタ１７からレンジゲート回路２０ａ，２０ｂ，
〜，２０ｎに入力される受波信号は、第７図ｇに
示す深さに対応して順次サンプリングされること
になる。つまり探触子２６の表面から深さが20
mm，23mm，26mm，〜，120mmと、３mm間隔でその
反射情報が抽出されることになる。これらの反射
情報はBPF２３ａ，２３ｂ，〜，２３ｎを介し
たのち零交差検出器（ZC）３２ａ，２３ｂ，〜，
３２ｎに入力され、出力レベルの零交差タイミン
グが検出されている。これらをZC３２ａ，３２
ｂ，〜，３２ｎは零交差タイミングからドプラ偏
位周波数を求め例えば周波数電圧変換（Ｆ／Ｖ変
換）して血流速度に比例した振幅信号を得て記録
装置３３に供給している。尚、零交差検出器３２
ａ，３２ｂ，〜，３２ｎは、例えば所定時間内に
おける信号の零交差回数を計数するものであれば
よい。また周波数分折器を代りに用いてもよい。

かくしてここに、一つの超音波走査情報から複
数箇所でのドプラ偏位情報、つまり血流情報を同
時に得ることができる。

第８図は一つの超音波走査情報から複数箇所の
ドプラ偏位情報を同時に得る別の実施例の構成を
示すものである。フリツプフロツプ（FF）３５
は先のフリツプフロツプ３０と同様に機能するも
ので、分周器５の出力と共にゲート回路３６に供
給されている。ゲート回路３６は分周器５からの
5kHzの信号のFF３５の出力とに基いて周波数
2.5kHz（0／2N）のレート信号を出力している。こ のレート信号は第１０図に示す如きアドレス構成
のランダムアクセスメモリ（RAM）３７に走査
制御信号として印加されている。即ち、RAM３
７は例えば64×64のアドレス「１，１」「１，２」
〜「１，64」「２，１」〜「64，64」を有するも
ので、各アドレスには前記フイルタ１７の出力が
Ａ／Ｄ変換器３８を介してデジタル化されて書き
込まれるようになつている。尚、RAM３７の情
報書き込み、及び後述する読み出しは、クロツク
発振器３９から出力される400kHzのクロツク信
号により制御されている。従つて、一走査によつ
て得られた超音波情報は逐次デジタル変換されて
アドレス「１，１」「１，２」〜「１，64」に順
次書き込まれる。そして次に得られた超音波一走
査情報は前記ゲート回路３６からの制御を受けて
行変更され、アドレス「２，１」「２，２」「２，
３」〜「２，64」に書き込まれる。同様にして64
回目の一走査情報はアドレス「64，１」「64，２」
〜「64，64」に書き込まれる。この場合、一行の
メモリアドレスに一走査情報を書き込むに要する
時間はクロツク周波数が400kHzであり、アドレ
スが64であるから従つて略160μsとなる。これは
一走査による観測部位の深さ０〜12cm程度に相当
する。またこのドプラ走査と、断層像観察のＢモ
ード走査とが交互に行われ、夫々のレート間隔は
400μsとなつている。従つてRAM３７への全ア
ドレス（64×64）には25.6msにて全情報の書き
込みが行われる。尚、アドレスの各位置は観察部
位の深さに相当していることは云うまでもない。

一方、上記の如く書き込まれた情報は、今度は
列毎に順次アドレス指定されて読み出される。こ
の読み出しは先に説明したように400kHzのクロ
ツ信号によつて行われる。即ち、先ずアドレス
「１，１」「２，１」「３，１」〜「64，１」の情
報が列方向に読み出され、次にアドレス「１，
２」「２，２」「３，２」〜「64，２」の情報が読
み出される。しかして上記アドレスの一列に亘つ
て読み出された情報系列の同一深さ、つまり同じ
観測部位でのドプラ偏位を受けた信号の時間経緯
を示したものとなり、従つて前述したようにその
出力をＤ／Ａ変換器４０を介して復元したのちフ
イルタ４１を介して平滑化し、ZC４２にて零交
差検出を行えばその検出結果は上記観測位置での
ドプラ信号となる。このようにしてメモリアドレ
スの各列、換言すれば複数の観測位置でのドプラ
信号が得られる。このとき、列の読み出し周期を
160μsに設定すると、１つの観測位置でのドプラ
信号は160μs×64、つまり10.24ms毎に読み出さ
れることになる。

このようにして得られたドプラ信号はＡ／Ｄ変
換器４３を介してデジタル化され、メモリ４４に
入力されている。このメモリ４４は前記400kHz
のクロツク信号を分周器４５を介して64分周され
た信号、つまり6.25kHzの信号にて上記入力され
たドプラ信号を書き込んでいる。しかるのち、メ
モリ４４に書き込まれたドプラ信号は400kHzの
速度で読み出され、Ｄ／Ａ変換器４６を介してア
ナログ信号（振幅信号）に変換されたのち、表示
装置４７に供給されて輝度変調されて表示される
ようになつている。この表示装置４７は前記分周
器５からのレート信号を受けて掃引走査するもの
で、上記輝度変調された信号は観測部位に対応し
て表示されることになる。即ち、各観測部位での
血流速度の大きさが輝度変調された明るさの情報
として表示される。尚、血流の流れの向きを表示
する場合、例えばカラー表示ブラウン管を用いて
正方向は赤表示、負方向は青表示と云うように色
表示する。またRAM３７の出力を高速フーリエ
変換して周波数分析し、その分析結果を直接的に
メモリ４４に書き込むようにする。更には、表示
装置４７は、上記血流速度の情報と共にＢモード
走査によつて得られた断層像を同時に表示するも
のであつても勿論よい。また上記ドプラ観測する
走査方向を可変設定してもよいことは当然のこと
である。

ところで、上述したドプラ観測を心電計等の同
期させることによつて超音波診断領域の全域に亘
つて行うことができる。このようにすれば、例え
ばＢモード走査によつて心臓の断層像を得、また
ドプラ走査により上記心臓内を流れる血液の循環
情報を得て、その変化の状態を時々刻々表示する
ことができる。

以下、第１０図を参照してその説明を行う。
RAM３７は先に第８図に示したものと同様なも
のであり、その出力はデジタル零交差計（DZC）
５１に入力されてドプラ信号が求められている。
このDZC５１はRAM３７の出力、つまり前述し
たサンプリング値の零交差回数を求め、その結果
からドプラ信号を求めるものである。このドプラ
信号は、クロツク発振器５２により400kHzの周
波数で書き込み、読み出し制御されるRAM５３
に供給されて、同RAM５３のアドレスに順次書
き込まれている。またRAM５３の書き込みタイ
ミングは波形整形回路５４を介して抽出された心
電計（ECG）５５の例えばＲ波に同期確立され
ている。

前記RAM５３は、例えば第１１図に示すよう
に（64×64×64）のアドレス構成を有するもので
ある。しかしてECG５５によつて第１心拍のＲ
波が得られたとき、RAM５３は上記Ｒ波に同期
して前記DZC５１から出力されるドプラ信号を
アドレス「１，１，１」「１，１，２」〜「１，
１，64」に順次書き込む。即ちRAM５３のアド
レス「１，１，１」にはRAM３７のアドレス
「１，１」「２，１」「３，１」〜「64，１」の情
報から得られたドプラ信号が書き込まれ、同様に
してアドレス「１，１，２」にはRAM３７のア
ドレス「１，２」「２，２」「３，２」〜「64，
２」の情報から得られたドプラ信号が書き込まれ
る。そして次のレートには、RAM３７から読み
出された情報から得られたドプラ信号は、RAM
５３のアドレス「２，２，１」「２，２，２」
「２，２，３」〜「２，２，64」に順次書き込ま
れる。更には次のレートにはRAM５３のアドレ
ス「３，３，１」「３，３，２」「３，３，３」〜
「３，３，64」に順次書き込まれる。そして前記
ECG５５によつて第２の心拍が検出されたとき、
今度はアドレス「１，２，１」「１，２，２」〜
「１，２，64」から始まつて、アドレス「２，３，
１」「２，３，２」〜「２，３，64」、そして
「３，４，１」「３，４，２」〜「３，４，64」、
更にはアドレス「64，１，１，」「64，１，２」〜
「64，１，64」と順次ドプラ信号が書き込まれる。

このようにして64の心拍に同期してRAM５３
のアドレス（64×64×64）に全てドプラ信号の書
き込みが終了したとき、アドレス「１，１，１」
から「１，64，64」に至る第１の領域には心拍を
得て、第１番目の状態における全診断領域のドプ
ラ信号によつて示される血流速の情報が収納され
る。またアドレス「２，１，１」から「２，64，
64」に至る第２の領域には心拍の入力タイミング
を基準とした第２番目の状態における全診断領域
の血流速の情報が収納される。以下同様にして
RAM５３の各メモリ領域には、それぞれ時間経
過に応じた全診断領域の血流速の情報が収納され
る。

しかして、Ｂモード走査によつて得られる断層
像の状態に応じて前記RAM５３のメモリ領域を
指定し、同領域に収納されたドプラ信号を読み出
して画像表示すれば、その画像は表示された断層
像に対応した全診断領域の血流速情報像となる。
尚、上記各像を表示装置５６にて表示するに際し
ては、例えば断層像を輝度変調して白色で表示
し、正方向及び負方向の血流速を輝度変調した赤
及び青色表示するようにする。このようにすれ
ば、例えば心臓の動きと同時に血流の変化を容易
に把握することができ、特に循環器系の診断医学
に絶大なる効果を発揮する。

尚、心臓は心拍毎に全く同じ動きをするとは限
らない。従つて上記結出を複数回繰り返して行
い、その平均を求めることによつて十分精度の高
い情報を得ることができる。また前記した条件を
もつてRAM５３の一行アドレス、例えば「１，
１，１」から「１，１，64」にドプラ信号を書き
込むとすれば、その所要時間は400μs×64＝
25.6msとなる。従つてRAM５３の各領域のドプ
ラ信号は25.6msの時間をそれぞれ経過したもの
となつている。つまり第１の領域に収納された情
報（ドプラ信号）は、例えば時刻零、第２の領域
のものは25.6ms後、第３の領域のものは51.2m³後
と云うようになつている。従つて、血硫速度の分
布状態を25.6ms毎の変化として読み出し、表示
することができる。故にRAM５３からの信号読
み出しクロツク周波数は160kHz以上であればよ
く、例えば200kHz、400kHzのクロツク信号を用
いれば十分余裕をもつて読み出すことができる。

以上述べたように、本発明によれば血流速度に
対応して輝度変調するとともに血流方向に応じて
表示色を変えて、ドプラ信号を表示するために血
流情報を瞬時的に知覚できる。また、血流速度が
変化する場合でも色が入り乱れず、血流速度が読
み取りやすい。しかも、本発明においては、
RAM３７において、ドプラ検出信号を一旦記憶
するため、FFTなどによる血流速度の演算が、
超音波のレートパルスに依存せずに実行できる。
このため、多数箇所の各側転の血流速度を高速に
求めることができる超音波診断装置を提供するこ
とができる。

尚、本発明は実施例に限定されるものではな
い。例えば超音波信号のレート周波数や基準発振
周波数、またメモリへの書き込み、読み出し周波
数等は仕様に応じて定めればよい。またメモリの
アドレス構成やドプラ信号検出手段も適宜定めれ
ばよい。更には上記実施例ではセクタスキヤン方
式のものについて述べたが、リニアスキヤン方式
のものであつても勿論よい。また簡易な装置にあ
つては、全診断領域の血流速情報を２次的にのみ
求めてもよい。要するに本発明の要旨を逸脱しな
い範囲で変形して実施できる。

【図面の簡単な説明】

第１図は１箇所でのドプラ観測の例を示す概略
構成図、第２図は第１図に示す装置の作用を示す
各部の信号波形図、第３図は繰り返しパルス信号
を示す図、第４図は探触子と超音波信号の走査方
向との関係を示す図、第５図はＢモード走査とド
プラ走査の切換と超音波信号波形を示す図、第６
図は本発明の他の一実施例を示す要部概略構成
図、第７図は第６図に示す装置の作用を示す信号
波形図、第８図は本発明の更に別の実施例を示す
要部概略構成図、第９図は第８図に示すRAMの
アドレス構成図、第１０図は本発明の更にまた別
の実施例を示す要部概略構成図、第１１図は第１
０図に示すRAMのアドレス構成図である。 １…基準発振器、２，４…分周器（基準周波
数）、５…分周器、７ａ，７ｂ，〜，７ｎ…遅延
回路、８ａ，８ｂ，〜，８ｎ…パルサ、９ａ，９
ｂ，〜，９ｎ…超音波振動子、１１ａ，１１ｂ，
〜，１１ｎ…遅延回路、１２…加算合成器、１３
…検波器、１４…表示装置、１５，１６…ミク
サ、１７，１８…フイルタ、１９…位相比較器、
２０…レンジゲート回路、２１，２２…単安定マ
ルチバイブレータ、２３…フイルタ（BPF）、２
６…探触子（電気音響変換素子）、３０…フリツ
プフロツプ、３１…ゲート回路、３２ａ，３２
ｂ，〜，３２ｎ…零交差検出器、３６…ゲート回
路、３７…RAM、３９…クロツク発振器、４２
…零交差検出器、４４…メモリ、５１…デジタル
零交差検出器、５３…RAM、５４…波形整形回
路、５５…心電計（ECG）。

Claims (1)

【特許請求の範囲】
1. １ 被検体に向けて超音波を送受波する複数の電
   気音響変換素子と、この電気音響変換素子から超
   音波を送波するためにこの電気音響変換素子を所
   定のレート周期で付勢するパルス発生器と、この
   電気音響変換素子によつて受波された超音波信号
   を増幅する受信回路と、前記超音波の送受波方向
   を可変する走査回路と、前記受信回路から供給さ
   れた超音波信号を走査の深さ方向に順次サンプリ
   ングし、デジタル信号に変換するＡ／Ｄ変換器
   と、このＡ／Ｄ変換器の出力を複数レート周期分
   記憶するメモリ部と、このメモリ部に記憶され、
   同じ深さで、かつ、異なるレート周期の超音波信
   号を読出し、各深さでの血流速度及び血流方向を
   求めるドプラ検出回路と、このドプラ検出回路で
   求められた前記血流速度に応じて輝度変換し、し
   かも、前記血流方向によつて色を変えて表示する
   表示部とを備えたことを特徴とする超音波診断装
   置。