JPH0120899B2 - - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】 本発明は液体の流速を測定する手段を備えた超
音波作像装置に関するもので、更に詳しく言え
ば、共用の変換器列を備えた複合（デユプレツク
ス）装置の相異なる帯域幅条件を満足させること
によりいずれの方式においても最適の性能を実現
することに関する。

医学診断検査用のＢ走査式作像装置は人体の切
断面の二次元的な像を作るもので、照射波長に匹
敵する大きさの組織界面間において最良の分解能
およびコントラストが得られるように設計され
る。他方、超音波ドプラ装置は移動する赤血球か
らの反射の結果として超音波に付与された周波数
偏位を検出することによつて血液流速に関する情
報を求めるもので、その目標は一定の範囲にわた
つて血液流速を正しく識別することにある。それ
故、Ｂ走査式作像装置では高い分解能を得るため
広帯域の変換器が必要とされるのに対し、ドプラ
装置では正確な流速値を得るため狭帯域の変換器
が必要とされる。その結果、複合装置において同
一の変換器を使用する場合には相反する帯域幅条
件が問題となるのである。

断層像作像技術の進歩は、心臓や大きな血管の
構造的な異常を発見する医学の能力を高め、それ
によつて心臓血管障害の診断に大きな衝撃を与え
た。ところで、動脈血管内の血液流および心弁や
心室を通る血液流の異常を検出するための精巧な
装置が開発されればかかる能力は一段と向上する
はずである。血液流についてのパラメータを探知
する方法は幾つか知られているが、最近の進歩に
もかかわらず、正確なデータを与えるばかりでな
く心臓の脈博サイクル中に起こる変化を表示する
のに十分な高速動作を行う安全な検出機構は今な
お要望されている。更にまた、適当な作像装置と
組合わせることによつて医師がデータの供給源を
成す血液中の部位を正確に決定し得るようにすれ
ば、かかる機構の診断学的な価値は大幅に高まる
ことにもなる。その場合、Ｂ走査方式およびドプ
ラ方式の両方に対して共通の変換器を使用すれ
ば、後者の方式における送信音響ビームの方向決
定が正確となりかつ装置が簡単になるという点で
有利である。

現在入手可能な複合超音波装置では、Ｂ走査方
式およびドプラ方式に対して別個の変換器が使用
されている。また、共用の変換器を備えた別種の
装置では、ある程度の周波数偏位および流速測定
機能を達成するために断層像形成時の性能が犠牲
になつている。しかるに本発明は、装置の複雑さ
の増加を最少限にとどめると同時に両方式におけ
る性能を犠牲にすることもなく、相反する変換器
の帯域幅条件が満足されるようにすることを目的
とする。

本発明によれば、Ｂ走査方式に従つて断層像を
形成（作像）する際には広帯域の超音波パルスが
要求され、また流動する血液や類似液体からの後
方散乱によつて超音波に付与されたドプラ周波数
偏位を検出する際には狭帯域の超音波パルスが要
求されるという問題を解決するため、共用の変換
器列を備えた複合装置において変換器の電気的励
振を変える励振手段を提供する。本発明の励振手
段は、先ず最初に、Ｂ走査方式において変換器素
子間に一定の時間差を置きながら所定の各変換器
素子に単一電圧インパルスを印加することによ
り、広帯域の超音波パルスを発生させて一定の走
査線またはビーム方向に沿つて送信させる。かか
る過程を繰返すことにより人体やその他の被検物
の検査領域が走査されてＢモードの可視像が表示
された後、血液流速測定のための試験容積が決定
される。また本発明の励振手段は、ドプラ方式に
おいて、変換器素子間に一定の時間差を置きなが
ら、所要の超音波放射中心周波数にほぼ等しい周
波数で多重電圧インパルスを所定の変換器素子に
印加することにより、狭帯域の超音波パルスを発
生させて試験容積と交わる特定の走査線に沿つて
送信させる。帯域幅はインパルス（衝撃またはデ
イヤラツク（Dirac）励振とも呼ばれる）の数に
逆比例する一方、各パルス繰返し周期中のインパ
ルスの数は通例一定であつて、所要の距離および
流速分解能条件に合致するように選ばれる。な
お、パルス繰返し周波数は流速の大きさおよび試
験容積までの距離に応じて変化させることができ
る。

本明細書中に記載された実施例は扇形走査式の
作像装置であつて、Ｂ走査及びドプラ方向決定方
式に続くドプラ方式の動作は基本的に像形成時と
同じ装置を用いて行われる。相違点を挙げれば、
集束および加算後のエコー信号はスペクトル解析
装置またはその他のドプラ処理装置に送られ、そ
こにおいて送信パルスの放射周波数スペクトルに
対する集束エコー信号の周波数偏位が測定され
る。また、かかる周波数偏位から血液の流速を求
め、その流速を表示する手段が設けられている。
可変のパルス繰返し周波数はドプラ表示器と関連
していて、少なくとも高及び低の２つの設定値を
有する。送信器に含まれるパルス発生器は、Ｂ走
査方式においては所定の各変換器素子に対し単一
インパルスを印加し、またドプラ方式においては
多重インパルスを印加するように制御される。そ
の結果、共通の変換器列を使用しながらも両方式
において高い性能が達成されるのである。

以下、添付の図面を参照しながら本発明を一層
詳細に説明しよう。

動脈内および心臓内における血液流速の測定は
心臓血管障害の診断にとつて非常に有用であるこ
とが判明しており、しかも測定精度の向上や形成
技術との併用によつてかかる血液流速測定の価値
は劇的に増大することが期待される。血液流速に
ついての情報を求めるには、移動する赤血球から
の後方散乱によつて超音波に付与されたドプラ周
波数偏位を測定すればよい。後方散乱とは特定の
反射形態であつて、媒質中の粒子からの反射によ
り入射方向とほぼ反対の方向に音波が散乱される
ことを指す。血液流速は心臓脈搏サイクルの経過
に伴つて変化するから、医師達は超音波で照射さ
れた小さな試験容積内における赤血球の速度分布
の経時変化に関心を持つている。医師達はまた、
流速を求めることばかりでなく、流速データを得
た血液流中の部位（位置）を正確に決定すること
をも望んでいる。

第１図の簡略ブロツク図に示された複合超音波
作像装置におけるドプラ方式の動作はそれらの要
望に応えるものである。これは、従来のものに比
べて著しく改善された性能を有する血液流速測定
用のドプラ検査機構を組込んだ実時間の単一扇形
走査装置から成る。精度の向上にとつて重要なの
は、像形成および流速測定の両方に対して同じ変
換器列を使用することである。しかるに、ドプラ
方式およびＢ走査方式おける放射超音波パルスに
ついては相異なる帯域幅条件が要求される。本発
明装置の原理は共通の変換器列の使用に基づくも
ので、これら２つの方式における狭帯域条件およ
び広帯域条件は、変換器の励振時間を可変とする
ことによつて両方式の性能を犠牲にすることなく
満足される。また、移動速度の遅い赤血球および
早い赤血球のいずれから後方散乱されたエコーを
適切に標本化し得るようにするため、かかる励振
の繰返し周期を可変とすることも望ましい。更に
話を進めるに先立ち、ここでビーム操作形超音波
作像装置におけるビーム形成およびエコー信号処
理の原理を説明しておこう。

第１図中に示された共用の直線状変換器列１１
は多数の圧電変換器素子１２から成つている。直
線的な時間順序で励振パルス１３によつてかかる
素子を駆動すれば、超音波ビーム１４が発生さ
れ、所定の方位角方向に向けて超音波パルスを送
る。すなわち、変換器列の縦軸に対する法線と角
θを成す方向を向くようビームを電子的に方向ぎ
めするためには、変換器列の一端から他端へ向か
つて移動するに従い、各励振パルスに与えられる
遅延時間を順次増分的に増加させればよい。それ
により、平面波条件（フラウンホーフア条件）下
で伝搬路内に存在する遅延時間の差が正確に補償
されるわけである。相次ぐ励振パルス間の遅延時
間を徐々に変化させれば、法線の一方の側におけ
る角θは増分的に変化する。なお、法線の他方の
側においてビームの方向決めを行うには、励振パ
ルス１３の印加される順序を逆にすればよい。す
なわち、最初に右端の素子が励振され、そして最
後に左端の素子が励振されるようにすればよいの
である。点線１５によつて表わされる全扇形走査
角は約60〜90゜である。送信ビームの方向にある
目標物から反射されたエコーが変換器素子に到達
する時刻は相異なるから、一定の目標点からのあ
らゆる信号が変換器列中の全ての素子によつて同
時に加算されるようにするため、受信エコー信号
に相異なる遅延時間を与えることが必要となる。
個々のエコー信号の遅延時間は伝搬路内における
遅延時間の差を補償するため送信時に与えられた
ものと同じであつて、これはビーム方向決め遅延
時間または単に方向決め遅延と呼ばれる。各々の
受信チヤネルはまた、焦点から個々の変換器素子
の位置に至る伝搬路内の遅延時間の差を補償する
ため、受信エコー信号の電子的な動的集束をも行
う。その場合、受信焦点を動的に変化させること
により、エコー受信期間中に受信すべきエコーの
発生源までの距離を多段近似によつて追跡するこ
とが可能となる。第５図に示された扇形走査装置
は微動および粗動集束機構を有していて、微動集
束作用は自動的な位相調整に基づく同期復調によ
つて達成され、また粗動集束作用はビーム方向決
めの場合と同じくチヤネル間に遅延時間の差を与
えることによつて達成される。復調器は、変換器
素子の公称中心周波数を持つた同相波形および直
角波形の使用により、位相はそのままに保ちなが
ら各チヤネル中の受信エコー信号を基本帯域に変
換する。チヤネル間の相対位相は、所定の規則に
従つて上記波形の位相を動的に変化させることに
より、全ての受信チヤネルの位相がいかなる距離
にある目標物に対しても集束するように制御され
る。なお、ビーム方向決め遅延時間および集束用
遅延時間は電子的に可変の遅延線によつて与えら
れる。全ての受信素子に由来する成分のコヒレン
ト加算を行うため、同相チヤネルおよび直角チヤ
ネルからの遅延エコー信号が加算増幅器に送られ
る結果、その出力側に集束エコー信号が得られ
る。次いで、全ての集束エコー信号を更に処理す
れば生の表示データが得られることになる。

流速測定用の複合作像装置は、２つの動作方式
すなわち(a)Ｂ走査作像及びドプラ方位決定方式お
よび(b)ドプラ処理表示方式の動作を行う。後者の
方式は必ず前者の方式に続いて行われるもので、
両者が同時に行われることは決してない。Ｂ走査
方式の相次ぐ送信期間においては、送受信器１６
（第１図）が各送信素子に対し１つずつ一連の励
振インパルス１３を発生する。その場合、相次ぐ
励振インパルス間には一定の遅延時間が与えら
れ、しかもかかる遅延時間は送信期間毎に増分さ
れる結果、人体１７の検査領域を覆う多数の走査
線に沿つて超音波パルスが送信されることにな
る。変換器列の単一インパルス励振によれば、持
続時間の短かい広帯域の超音波パルスが発生され
る。以上の説明からわかる通り、素子の励振順序
および励振インパルス間の遅延時間の増分を適当
に選べば、任意所望の走査線（たとえば走査線１
８）に沿つて超音波パルスを送信することができ
る。それと交互に設けられた受信期間において
は、様々な人体構造物から反射されたエネルギー
により生じたエコーを共用変換器列１１中の受信
素子により検出することによつて生じた受信エコ
ー信号が個別的に増幅され、そしてエコー処理チ
ヤネル１９に送られる。集束および加算後のエコ
ー信号は、所望に応じ画質改善のための後処理を
受けてから、陰極線管またはその他のＢ走査表示
器２０に送られる。扇形の画像２１はエコー情報
の受信に応じて描かれる走査線によつて構成され
た人体の二次元的な平面断層像であつて、それは
実時間で表示することが可能である。

実時間のＢ走査画像を観察した医師は、次に、
血液流速測定のために心臓または近辺の太い動脈
血管内の比較的小さな試験容積を決定する。かか
るドプラ検査区域は作像装置上に設けられた適当
な指標（たとえば試験容積を通るビーム方向の照
明手段および照明された距離カーソル）によつて
指示することができる。たとえば、法線に対して
角θを成す走査線に沿いながら距離Ｒに位置する
試験容積２２について測定を行うものと仮定しよ
う。ドプラ方式の動作に際しては、試験容積を通
る特定の走査線のみに沿つて狭帯域の超音波パル
スが送信されるように制御器２３が使用者によつ
て設定され、また所望の深度からのエコーを抽出
（サンプリング）して特定の部位における流速パ
ターンを検出するために距離ゲート２４が使用さ
れる。所要の放射周波数に等しい周波数で送信素
子の繰返し励振を行えば、変換器の応答帯域幅は
狭くなる。各送信素子の多重インパルス励振の開
止時刻を適当に選べば（素子間における遅延時間
の増分の大きさは単一インパルス励振の場合と同
じである）、送信される超音波ビームを特定の方
向に向けて方向決めしかつ空間内の一定の点に集
束させることができる。（Ｒ、θ）に位置する試
験容積２２から発したエコーは、受信された後、
受信器１６および（各受信素子に対し１つずつ
の）エコー処理チヤネル１９によつて処理され
る。その場合、エコー信号の電子的方向決めおよ
び動的集束に関してはＢ走査方式に基づく像形成
の場合と全く同じである。ただし、各回の変換器
励振に続いて超音波信号が距離Ｒから変換器の位
置まで戻るのに要する時間に該当する時刻に集束
エコー信号が抽出（サンプリング）される点だけ
が異なつている。その際には、制御器２３によつ
て距離ゲート２４が非常に短かい時間だけ開かれ
て、こうして抽出された標本がドプラ処理装置２
５に送られる。

一定回数の狭帯域パルス送信およびエコー受信
が行われた後、集束エコー信号の標本が解析され
る。すなわち、試験容積内の血液流によつて生じ
たドプラ周波数偏位が測定され、次いでかかる周
波数偏位から血液の流速が求められる。ドプラ処
理装置２５はスペクトル解析装置であつて、デイ
ジタル形の高速フーリエ変換（FFT）処理装置
であることが好ましい。全スペクトル解析は、試
験容積内における赤血球の流速分布に対応したド
プラ偏位成分のパワスペクトル全体を使用する強
力な方法である。かかるパワスペクトルは超音波
ビームを横切る血液流についての利用可能な情報
の全てを含んでいる。出力スペクトル成分を数学
的に正しいやり方で平均すれば、平均周波数の正
確な推定値を求めることができる。また、組織中
の音速および超音波の放射周波数がわかれば、平
均流速を求めるために必要な追加のパラメータが
得られることになる。その際には、一方向性の流
速測定および二方向性の流速測定が共に可能であ
り、また血液流速の分布および平均流速のいずれ
を表示させることもできる。ドプラ表示器２６は
時間に対して流速を表示するもので、心臓脈搏サ
イクル中に起こる現象に対して時間的基準を与え
るためにECG（心電図）信号を同時に表示するこ
ともできる。

第２図は試験容積２２および血液流中の赤血球
２７の拡大図である。超音波の波長に比べて非常
に小さい赤血球（直径約８ミクロン）は、走査線
１８に沿つた入射エネルギーの方向に対して角θ
を成す矢印２８によつて表わされる一定の平均流
速をもつて移動している。かかる赤血球によつて
後方散乱されたエコーは、入射超音波の周波数お
よび血液の流速に比例した大きさの周波数偏位を
含んでいる。試験容積内の赤血球が変換器列に近
づくように移動している場合には反射された超音
波の波長が圧縮されるため周波数の増大が起こる
一方、赤血球が変換器列から遠ざかるように移動
している場合には反射された超音波の波長が拡大
されるため周波数の減少が起こる。なお、装置に
よつて測定されるのは、矢印２８によつて表わさ
れた平均流速２８のうち、走査線１８によつて定
義された送信超音波ビームの方向の成分のみであ
る。ドプラ周波数偏位と流速との関係は次式によ
つて表わされる。

△ｆ＝2f₀vcosθ／ｃ (1) ただし、△ｆ＝周波数偏移、f₀＝超音波の放射
周波数、ｖ＝血液の平均流速、そしてｃ＝組織中
の音速（1450m／秒）である。人間における血液
流速範囲は既知であり、またドプラ周波数偏位は
約0.2〜8KHzの可聴周波数スペクトル中に含まれ
る。また、心臓走査時における超音波の放射周波
数は２〜5MHz程度である。試験容積２２内の赤
血球母集団は絶えず変わつているから、流速の正
確な値を計算するためには周波数偏位したエコー
の多数の標本を求めることが必要である。もう一
つの因子として、血液流が第３図に示されるごと
く乱流状態にあり、従つて試験容積内に広範囲の
流速分布が存在する場合が考えられる。その場合
の流速ベクトルは、一般に、様々な方向を向いて
いる。本発明の複合装置は、ドプラ方式に基づく
各回の流速測定に際して16個の標本を求める。す
なわち、16回の超音波パルス送信が行われ、それ
によつて得られた16個の同相集束エコー信号およ
び16個の直角集束エコー信号が距離ゲートを通し
てドプラ処理装置に送られるのである。なお、こ
の標本の数は絶対的なものではない。

試験容積２２を通つて移動する赤血球２７によ
つて後方散乱された超音波エネルギーはドプラ周
波数スペクトルを含んでいる。かかるスペクトル
は試験容積内における流速の分布に対応するもの
で、その成分を平均すれば平均流速を求めること
ができる。心臓関係の検査目的の場合には、超音
波ビームを特定の心臓の弁口または心室に向け、
そしてかかる特定の部位における流速パターンを
検出することが望まれる。特定の部位における流
速をなるべく正確に求めるためには、試験容積を
できるだけ小さくすればよい。実際には、試験容
積は直径約２mmの球状または涙滴状を成す。心臓
内の特定部位における流速パターンは複雑なこと
があり、特に乱流状態の場合にそれが著しい。従
つて、試験容積を大きくすれば流速成分同士が平
均されてしまい、そのため表示されたパターンの
解釈が困難となる。

Ｂ走査作像方式における性能目標は、照射波長
に匹敵する大きさの組織界面間において最良の分
解能およびコントラストが得られるようにするこ
とである。かかる目標を達成するためには、放射
される超音波パルスの持続時間が短かいことが必
要であつて、このようなパルスは本質的に広帯域
の変換器を短かい電気インパルスで励振すること
によつて得られる。他方、超音波ドプラ方式は十
分な流速識別を達成するため相対的に狭帯域の変
換器を必要とし、しかも鮮明なスペクトル識別す
なわち流速識別のためには持続時間の長い超音波
パルスが要求される。このように相反する帯域幅
条件は、共用の変換器列を備えた複合装置におい
て励振方法を変えることにより満足される。共用
の変換器列１１（第１図）は広帯域の変換器素子
１２を含んでいるが、選定された圧電材料の性質
に基づく最大帯域幅はデイラツク励振によつて達
成することができる。デイラツク励振はまた衝撃
励振もしくはインパルス励振とも呼ばれるが、本
明細書中では最後の名称が使用される。Ｂ走査方
式の動作の場合には、各々の超音波パルス繰返し
周期（PRI）内において各変換器素子に単一励振
インパルス（第４ａ図）が印加される。変換器素
子の音響出力（第４ｂ図）は持続時間の短かい、
相対的に広い帯域幅を持つ放射超音波パルス（第
４ｃ図）であつて、それによれば良好な軸方向分
解能すなわち距離分解能を得ることができる。な
お、第４ｃ図中の垂直点線は放射中心周波数を示
している。ドプラ方式の動作の場合には、各々の
パルス繰返し周期（PRI）内において、所要の放
射周波数で繰返される多重励振インパルス（第４
ｄ図）により変換器素子が励振される。その場
合、インパルス周期T₀は放射中心周波数f_cに逆比
例する。変換器素子の音響出力（第４ｅ図）は持
続時間の長い相対的に狭帯域の放射超音波パルス
（第４ｆ図）であつて、その帯域幅は各々のパル
ス繰返し周期（PRI）内における励振インパルス
の数に逆比例する。このように多重インパルスの
印加によつて狭帯域の超音波パルスを発生させる
技術は、単一の変換器素子についても変換器列に
ついても有効である。各々の変換器素子に印加さ
れる多重インパルスの素子間における時間差を適
当に決定すれば、送信される超音波ビームを特定
の方向に方向決めしかつ一定の焦点に集束させる
ことができる。

ドプラ方式における励振方法のもう一つの特徴
は、移動速度の遅い赤血球および早い赤血球から
後方散乱されたエコーを種々の距離において適切
にサンプリングし得るようにするため、多重イン
パルス励振時の超音波パルス繰返し周期従つて超
音波パルス繰返し周波数が可変であることにあ
る。パルス繰返し周波数が可変であることは一般
的に定義された本発明にとつて不可欠なものでは
ないが、実時間の扇形走査装置にドプラ検査機構
を組込んだ実施例においては必要である。パルス
繰返し周波数が可変であることの必要性は数学的
に説明すれば最も良く理解できるので、以下にそ
れを示す。パルスドプラ法は、何回かの送信を通
して得られたエコー標本の経時的な周波数変化を
検出することに基づいている。標本化されたデー
タの処理はナイキスト（Nyquist）の標本化定理
に従うが、それを簡単に述べると、情報に含まれ
る最高周波数の少なくとも２倍に等しい速度で標
本化を行えば一連の反復データから全ての利用可
能な情報を抽出することができるというものであ
る。これは、パルスドプラ法の場合、最高周波数
における各周期中に少なくとも２つの標本を求め
るようにすればかかるエコー標本から全ての情報
が得られることを意味する。換言すれば、任意の
処理装置が検出できる最大のドプラ周波数偏位
f_Dnaxは超音波パルス繰返し周波数（PRF）また
は標本化（サンプリング）周波数に1/2として与
えられる。

f_Dnax＝PRF／２ (2) 処理に先立つて求められるデータ標本の数をＮ
とすれば、処理装置のスペクトル分解能は次式に
よつて与えられる。

△Ｆ＝PRF／Ｎ (3) 式(1)を用いてこれを流速分解能に書直せば次の
ようになる。

△ｖ＝△Ｆｃ／2f₀cosθ (4) 流速以外にも、かかる装置は距離分解能を持た
なければならないが、装置の明瞭に検出し得る距
離はやはりパルス繰返し周波数（PRF）に依存
する。所要の明瞭に検出し得る距離をR_naxとし、
かつ組織中の音速をｃとすれば、2R_nax／ｃに等
しい周期で超音波パルスの送信を繰返すことが必
要である。すなわち、装置のパルス繰返し周波数
（PRF）は次のようでなければならない。

PRF＝ｃ／2R_nax (5) 動脈循環系における血液の流速は数cm／秒から
約2m／秒の範囲内にある。この範囲内の流速を
識別し得るような処理装置を設計するためには、
パルス繰返し周波数（PRF）および（出力の報
告に先立つて処理すべき）標本の数Ｎを決定しな
ければならない。ここで、Ｎ＝16（Ｎの問題は再
び後述することにする）と仮定してパルス繰返し
周波数（PRF）の選択の問題を検討してみよう。
3.5および5MHzの放射周波数に対して４、８およ
び16KHzのパルス繰返し周波数（PRF）を選ぶ場
合、パルス繰返し周波数（PRF）の増加に伴つ
てR_naxは約19cmから4.8cmに減少し、スペクトル
分解能△Ｆは250Hzから1000Hzに変化し、また流
速分解能△ｖは増大することが理解されよう。流
速データが急速に変化する場合には16KHzの高い
パルス繰返し周波数（PRF）が望ましいが、こ
の値では明瞭に検出し得る距離が皮膚から僅か５
cmに過ぎず、また流速分解能も劣る。後者の難点
は標本の数Ｎを４倍とすることによつて解決でき
るが、その場合には放射超音波パルスの持続時間
が長くなり、装置の距離分解能が悪影響を受け
る。それ故、解決策はドプラ方式の動作に際して
パルス繰返し周波数（PRF）を可変とすればよ
いことになる。近い距離に位置した試験容積内に
おける流速の値が大きい場合には、16KHzのパル
ス繰返し周波数を用いて探知が行われる。その場
合の流速分解能は相対的に劣る。距離が遠く、ま
た流速が小さい場合には、4KHzのパルス繰返し
周波数によつて優れた流速分解能が達成される。
なお、使用者に選択の余地を与えるため、中間に
8KHzのパルス繰返し周波数設定値も設けられて
いる。ドプラ方式において選ばれるパルス繰返し
周波数（PRF）の値は像形成の場合に比べて著
しく大きいわけで、送信器はいずれの方式の動作
に際しても適切な励振周期を与え得るものとす
る。

次に、２つの方式について変換器励振方法を可
変とすることの正当性を数学的に証明しよう。ド
プラ方式における性能目標は鮮明な流速測定を達
成することにあるが、それを言い換えれば、検出
すべき流速がただ１つしか存在しない場合にはド
プラ処理装置によつて報告される出力周波数が単
一のスペクトル区間内に含まれなければならない
ことを意味する。ただ１つの流速しか存在せず、
しかも広帯域の信号が送信される場合、検出され
るべき最大のドプラ周波数偏位は次式で表わされ
る。

２（fc＋Ｂ／２）ｖ／ｃ (6) ただし、f_c＝放射中心周波数、そしてＢ＝放射
帯域幅である。また、最小のドプラ周波数偏位は
次式で表わされる。

２（f_c−Ｂ／２）ｖ／ｃ (7) 鮮明な流速測定のための条件は次の通りであ
る。

２（f_c＋Ｂ／２）ｖ／ｃ−２（f_c＋Ｂ／２）ｖ／ｃ＜
△Ｆ(8) 式(8)および(3)から 2Bｖ／ｃ＜PRF／Ｎ (9) 最悪の場合はｖ＝vmaxの時であり、従つて式
(9)を次のように書直すことができる。

2Bv_nax／ｃPRF／Ｎ (10) 検出し得る最大流速は式(1)および(2)によつて与
えられる。

f_Dnax＝2f_cv_nax／ｃ＝PRF／２ (11) 式(11)からv_nax／Ｃ＝PRF／4f_cであつて、これ
を式(10)に代入すれば、鮮明な流速測定のためには
放射超音波パルスの帯域幅が次式を満足しなけれ
ばならないことが明らかとなる。

Ｂ2f_c／Ｎ (12) その場合、変換器のＱは次の通りである。

ＱＮ／２ (13) 式(12)および(13)は、既に暗示したごとく流速分
解能と距離分解能との間のトレードオフ（相反す
る条件の妥協点）が存在することを示すものであ
る。スペクトル分解能を改善するために標本の数
Ｎを増加させれば、Ｑの値は大きくなり、また放
射超音波パルスの帯域幅は小さくなる。従つて、
次式によつて与えられる距離分解能は低下するこ
とになる。

△ｒ＝ｃ／2B＝N_c／4f_c (14) 記載の実施例においては、Ｎの値として16が使
用されている。すなわち、16回の相次ぐ超音波送
信に際して１回に１つずつ得られた16個の標本か
ら流速情報が求められるのである。標本化を受け
る信号は変換器の帯域幅によつて決定された帯域
幅Ｂを有する。また、式(13)から結論される通
り、ドプラ方式における放射超音波パルスの長さ
は波長の少なくとも８倍に等しくなければならな
い。所要の放射周波数または変換器の固有周波数
における各パルス繰返し周期（PRI）（第４ｄ図）
中に繰返される多重インパルスの数も８である。
なお、各パルス繰返し周期（PRI）中に８回のイ
ンパルス励振を行うことによつて得られる信号の
持続時間は流速分解能についての要求条件に矛盾
しない。

第５図に一層詳しく示された本発明の実施例
は、方向指示式血液流速測定のためのドプラ検査
方式を組込んだ実時間の単一扇形走査装置であ
る。共用の直線状変換器列１１における素子間隔
は送信時よりも受信時の方が大きくなつていて、
それにより比較的高価な受信チヤネルの数を最小
にしながら副ローブに基づくアーチフアクト
（artifact）の少ない大口径の装置が得られる。
送信用の変換器列はそれより大きい受信用変換器
列の中央部に位置していて（中央部の素子を送信
兼受信素子として使用することもできる）、各々
の送信素子はパルス発生器３０に接続されてい
る。かかるパルス発生器３０は、Ｂ走査方式の動
作に際しては単一インパルスを発生し、またドプ
ラ方式の動作に際しては所要の放射中心周波数に
ほぼ等しい周波数を持つた多重インパルスを発生
する。単一または多重インパルスの素子間におけ
る相対的な時間差は、特定の走査線に沿つて広帯
域または狭帯域の超音波パルスがそれぞれ送信さ
れるように選ばれる。多重インパルス励振の繰返
し周波数は可変であつて、使用者入力手段を備え
た制御器３１によつて高、中および低の設定値の
中から選択することができる。基本帯域信号処理
の使用により所要遅延時間の精度の大幅な低下の
代りに達成の容易な位相集束精度を向上させて良
好な横方向分解能を得ることを特徴とする受信チ
ヤネルは、主たる構成要素として各チヤネルに対
する受信器３２、平衡復調器および低域フイルタ
３３、時間遅延装置３４および加算器３５を有し
ている。個々の受信チヤネルは互いに並列の同相
（Ｉ）チヤネルおよび直角（Ｑ）チヤネルを含ん
でおり、そこにおいて受信エコー信号の電子的方
向決めおよび動的集束が行われる。すなわち、
各々の受信エコー信号は増幅され、そして検査中
の目標点までの距離によつて決定される位相を持
つた定常基準信号を用いて復調される。次いで、
各復調器の出力を低域フイルタに通すことによつ
て包絡線を取出した後、遅延時間が与えられる。
また、目標点までの距離の差が十分に異なる場合
には、それに比例した遅延時間も与えられる。そ
れに続く加算によつて得られた和が加算同相
（Ｉ）信号出力である。同様に、上記の基準信号
に対し90゜だけ位相のずれた基準信号を用いて変
換器列からの受信エコー信号を復調することによ
り、加算直角（Ｑ）信号出力が得られる。なお、
外側の受信チヤネルは距離が近づくに従つて順次
に休止状態となつて受信口径を縮少し、それによ
つて皮膚付近における横方向分解能の改善が実現
される。Ｂ走査方式の場合、集束および加算後の
ＩおよびＱ信号は回路３６において更に処理を受
ける。すなわち、ＩおよびＱ信号を夫々二乗し、
この二乗された信号を加算し、次いで得られた和
の平方根を取ることによつて合成信号が求められ
る。かかる合成信号は画像信号であつて、画質改
善のための後処理を施した後、Ｚ制御用または電
子ビーム強度制御用として陰極線管２０に送られ
る。その結果、送信ビームの方向が増分的に変化
するのに伴つて描かれる多数の走査線により画像
が形成される。

更に復習を続ければ、ドプラ方位決定に際して
は、医師またはその他の操作者がＢ走査画像２１
を視覚的に検討して血液流速測定用の試験容積２
２を決定し、従つてドプラ方式のための走査線な
いしビーム方向θおよび距離Ｒを選定する。かか
る試験容積２２の座標（Ｒ、θ）を制御器３１に
入力すれば、それらは陰極線管２０のスクリーン
上で照明指示される。

ドプラ方式の動作に際しては、特定の方向θだ
けに沿つて超音波が放射されかつ距離Ｒに集束さ
れる。多重インパルス励振の繰返し周波数は４、
８および16KHzの中から選択され、そして操作者
により入力される。発生された狭帯域の超音波パ
ルスは試験容積と交わる特定の走査線に沿つて送
信される。各々のパルス繰返し周期中、Ｂ走査方
式に基づく像形成の場合と全く同様に、受信チヤ
ネル中において３つの装置パラメータが変化す
る。それらは受信口径の大きさ、平衡復調器の基
準信号の位相、および素子間の遅延時間である。
これら３つのパラメータの値は、ドプラ方式にお
ける標本抽出の瞬間に、距離Ｒに集束するために
必要な値に等しくなるよう自動的に調整される。
それらの値は、各々のパルス繰返し周期中に於て
変化するが、相次ぐパルス繰返し周期中の選ばれ
た標本抽出の瞬間においては常に等しくなる。ゲ
ート３７は、各回の変換器励振後に距離Ｒについ
ての集束エコー信号のみがドプラ処理装置３８に
送られるような時刻において、極めて短かい標本
抽出時間（たとえば0.1マイクロ秒）だけ開かれ
る。ドプラ処理装置３８はデイジタル形の16点高
速フーリエ変換（FFT）スペクトル解析装置で
あつて、処理に先立ち、16個の相次ぐ変換器パル
ス繰返し周期からの標本がデイジタル量に変換さ
れてドプラ処理装置のメモリ中に蓄積される。加
算同相（Ｉ）信号および加算直角（Ｑ）信号の典
型例を第６ａおよび６ｂ図に示すが、これらはド
プラ周波数偏位の分布状態を表わしている。な
お、同相（Ｉ）および直角（Ｑ）信号が互いに反
対の極性を有することは図示の通りであり、また
極めて幅の狭い標本抽出ゲートも記入されてい
る。

時間軸中の各瞬間において、ドプラ処理装置は
試験容積から後方散乱された超音波のパワスペク
トルを報告する。これは試験容積内における流速
分布に対応するもので、その中には８つの正の値
（順方向の血液流）および８つの負の値（逆方向
の血液流）が含まれている。試験容積内に存在す
る流速成分を平均すれば、平均流速を表示するこ
とができる。あるいはまた、分布全体を表示する
こともできるのであつて、乱流状態の場合にはこ
の方法が好ましい。流速情報表示用として、かか
る装置には２種の表示器が設けられている。先
ず、16のドプラ周波数がオシロスコープ３９上に
表示されるから、使用者はそれらの変化を実時間
で観測することができる。次に、帯記録紙を用い
た記録計４０によれば、流速分布の経時的推移を
表わすハードコピーが得られる。時間に対して血
液流速をプロツトした記録の典型例を第７図に示
すが、それには心臓脈搏サイクルの経過中に起こ
る現象に対して時間的基準を与えるための心電図
（ECG）信号が多重化されている。記録計４０の
流速目盛は選択されるパルス繰返し周波数と関連
している。その選択操作を述べると、選ばれた距
離と矛盾しない最大流速従つて最大パルス繰返し
周波数（PRF）をもつて観測を開始し、そして
観測される結果が1/2サイクルに達しない場合に
は２のステツプで低下させればよい。このように
すれば、ドプラ流速の解釈を誤ることが避けられ
る。なお、受信エコー信号の同期復調によつて互
いに直角位相関係の成分を求め、次いでそれらを
デイジタル形のフーリエ変換処理装置によつて処
理することに基づく方向指示式の血液流速測定に
関する一層詳しい情報は、特願昭54−106151号
（特開昭55−47645号）に記載されている。

エコー信号のコヒレント復調を行い、次いで復
調信号に遅延時間を与えてからコヒレント加算を
行うような実時間の超音波作像装置は、昭和54年
特許願第63327号に記載されている。また、本発
明の好適な実施例を成す複合超音波作像装置のそ
の他の特徴は、昭和54年特許願第26219号および
昭和53年特許願第160200号に説明されている。

本発明の実施に際しては、本明細書中に記載の
ものとは細部において異なる線形走査装置や扇形
走査装置を含めた各種のＢ走査式超音波作像装置
が使用できる。こうして得られる複合装置はいず
れも共用の変換器列を有しているが、Ｂ走査方式
およびドプラ方式における放射超音波パルスにつ
いての相異なる帯域幅条件は変換器の励振時間を
可変とすることによつて両方式の最適性能を維持
しながら満足される。ドプラ方式において放射超
音波パルスの帯域幅を狭くするための代案とし
て、適当な低域フイルタを使用する方法も考えら
れる。しかしながら、このような方法は必然的に
一部の信号の損失を伴う。本発明の方法は信号の
排除を全く伴わず、またSN比の点から見てもフ
イルタ使用の場合より優れている。

以上のように本発明によれば、Ｂ走査方式およ
びドプラ方式の両方に共用の変換器列を備えた複
合超音波作像装置において、変換器列に対する電
気的励振を変えることにより、Ｂ走査方式では広
帯域の超音波パルスを発生させ、また流速測定の
ためのドプラ方式では狭帯域の超音波パルスを発
生させて、共用の変換器列をＢ走査方式およびド
プラ方式の夫々において最適な性能が得られるよ
うに動作させることができる。

以上、好適な実施例に関連して本発明を記載し
たが、本発明の精神および範囲から逸脱すること
なしに形態および細部に関して様々な変更を加え
得ることは当業者にとつて自明であろう。

【図面の簡単な説明】

第１図は血液流速測定用のドプラ方式を組込ん
だ扇形走査式超音波作像装置の簡略ブロツク図、
第２図は送信された音響ビームに対して角θを成
す流速ベクトルを示す血液中の試験容積の拡大
図、第３図は乱流状態にある血液中の試験容積の
拡大図、第４ａ〜４ｆ図はＢ走査方式における変
換器励振インパルス、音響出力および広帯域周波
数スペクトルの波形図、並びに多重インパルスを
用いて持続時間の長い狭帯域の音響パルスを発生
させるドプラ方式についての同様な波形図、第５
図は両方式に対して共用の変換器列を備えた複合
作像装置の一実施例を示す簡略ブロツク図、第６
ａおよび６ｂ図はドプラ処理装置への入力を成す
集束加算後の同相および直角エコー信号の波形
図、そして第７図はドプラ方式に基づき時間に対
して流速をプロツトした記録の典型例である。 図中、１１は変換器列、１２は変換器素子、１
３は励振インパルス、１４は超音波ビーム、１６
は送受信器、１７は人体、１８は走査線、１９は
エコー処理チヤネル、２０はＢ走査表示器、２２
は試験容積、２３は制御器、２４は距離ゲート、
２５はドプラ処理装置、２６はドプラ表示器、そ
して２７は赤血球を表わす。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １ Ｂ走査作像方式の際並びに被検物の照射され
   た試験容積内を流れる血液または類似液体によつ
   て引起こされた超音波放射周波数スペクトルに対
   するエコーの周波数偏位を測定してそれから流速
   を求めるためのドプラ方式の際に同じ変換器素子
   で超音波パルスの送信および受信を行う複数の電
   気音響変換器素子からなる共用変換器列を備えた
   複合超音波作像装置において、 前記変換器列に印加する励振パルスの数を変え
   ることによつて放射される超音波パルスの帯域幅
   を変えるように前記変換器列を励振する励振手段
   であつて、前記Ｂ走査方式の場合には単一インパ
   ルスを所定の各変換器素子に印加して、広帯域の
   超音波パルスを発生させ、かつ前記ドプラ方式の
   場合には超音波放射中心周波数にほぼ等しい周波
   数を持つ多重インパルス列を所定の各変換器素子
   に印加して、狭帯域の超音波パルスを発生させる
   当該励振手段を有し、各多重インパルス列の長さ
   が超音波パルス繰返し周期に比べて短かいことを
   特徴とする複合超音波作像装置。 ２ 前記励振手段が、前記ドプラ方式の場合にお
   いて所定の各変換器素子を励振する前記多重イン
   パルス列を可変のパルス繰返し周波数で繰返し印
   加して、前記狭帯域の超音波パルスを相異なる繰
   返し速度で発生させる特許請求の範囲第１項記載
   の複合超音波作像装置。 ３ 前記可変の繰返し周波数が流速の大きさおよ
   び前記試験容積までの距離に応じて選択される少
   なくとも２つの高及び低の設定値を有する特許請
   求の範囲第２項記載の複合超音波作像装置。 ４ 前記励振手段が所定の各変換器素子を励振す
   る際の各パルス繰返し周期中における各多重イン
   パルス列中のインパルスの数を一定とする特許請
   求の範囲第２項記載の複合超音波作像装置。 ５ 前記励振手段が単一電圧インパルスおよび多
   重電圧インパルス列を前記変換器素子間に一定の
   時間差を置きながら印加し、前記放射される超音
   波パルスの帯域幅がインパルスの数に逆比例する
   特許請求の範囲第１項記載の複合超音波作像装
   置。 ６ 前記励振手段が、所定の変換器素子を励振す
   る前記多重インパルス列を予め設定された可変の
   パルス繰返し周波数で繰返し印加して、前記狭帯
   域の超音波パルスを相異なる速度で発生させる特
   許請求の範囲第５項記載の複合超音波作像装置。 ７ 前記励振手段が前記ドプラ方式の場合の各パ
   ルス繰返し周期中における各多重インパルス列中
   のインパルスの数を一定とし、かつ前記可変のパ
   ルス繰返し周波数を流速の大きさおよび前記試験
   容積までの距離に応じて選択する特許請求の範囲
   第６項記載の複合超音波作像装置。 ８ Ｂ走査方式およびドプラ方式の両方に共通に
   用いられる複数の電気音響変換器素子から成る共
   用変換器列を備えた複合超音波作像装置におい
   て、 前記Ｂ走査方式の場合には、所定の放射中心周
   波数を持ちかつ一走査線に沿つて伝搬する広帯域
   の超音波パルスを発生させるために時間的に間隔
   をおいて順々に単一インパルスを前記変換器素子
   に印加し、かつ検査領域の扇形走査を行うための
   相異なる角度の多数の走査線に沿つて次々に該超
   音波パルスを送信させるために前記の変換器素子
   の単一インパルス励振を繰返す励振手段であつ
   て、ドプラ方式の場合には、液体流速を測定すべ
   き試験容積と交わる走査線を選択した後、該試験
   容積を通る該選択した走査線に沿つて送信される
   狭帯域の超音波パルスを発生させるために前記変
   換器素子間に一定の時間差をおきながら前記放射
   中心周波数にほぼ等しい周波数を持つ多重インパ
   ルス列を前記変換器素子の各々に印加し、かつ該
   選択した走査線に沿つて送信される該狭帯域の超
   音波パルスを次々に発生させるために前記の変換
   器素子の多重インパルス励振を繰返す当該励振手
   段を有することを特徴とし、 前記Ｂ走査方式の場合には、各回の前記広帯域
   の超音波パルスの送信後に受信したエコーを検出
   してエコー信号を発生し、該エコー信号を集束お
   よび加算して前記検査領域の可視像として表示
   し、そして前記ドプラ方式の場合には、各回の前
   記狭帯域の超音波パルスの送信後に受信したエコ
   ーを検出してエコー信号を集束および加算し、前
   記試験容積内を流れる血液によつて引起こされた
   放射周波数スペクトルに対する該集束および加算
   後のエコー信号の周波数偏位を測定し、該周波数
   偏位から液体の流速を求めてそれを視覚的に表示
   する複合超音波作像装置。 ９ 前記励振手段が、前記変換器素子の多重イン
   パルス励振を、流速の大きさおよび前記試験容積
   までの距離に応じて予め設定された可変のパルス
   繰返し周波数で繰返す特許請求の範囲第８項記載
   の複合超音波作像装置。 １０ 前記励振手段が、各パルス繰返し周期中に
   おいて前記変換器素子の各々に印加される各多重
   インパルス列中のインパルスの数を一定とし、前
   記可変のパルス繰返し速度を流速の大きさおよび
   前記試験容積までの距離に応じて定める特許請求
   の範囲第９項記載の複合超音波作像装置。