【発明の詳細な説明】３、発明の詳細な説明本発明は、例えば心臓の断層像と共に心臓内に流れる血
液の循環情報を効果的に得ることのできる超音波診断装
置に関する。DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION 3. Detailed Description of the Invention The present invention relates to an ultrasonic diagnostic apparatus that can effectively obtain, for example, a tomographic image of the heart as well as information on the circulation of blood flowing within the heart.
超音波診断装置は医学分野において多大な効果を発揮し
ている。特に近年では電子走査形のものが開発されるに
至り、例えば心臓の断層像をリアルタイムに得ることが
できる等、注目されている。Ultrasonic diagnostic equipment has demonstrated great effectiveness in the medical field. Particularly in recent years, electronic scanning devices have been developed and are attracting attention because they can, for example, obtain tomographic images of the heart in real time.
この種の装置は、飯沼著［計測と制御Ｊ’Ｖｏｌ’。This type of device is described by Iinuma [Measurement and Control J'Vol.
１６、 Ｎｏ、１２ （１９７７年）第９０１頁に詳記
される通りである。16, No. 12 (1977), page 901.
さて近年、上記心臓の断層像に加えて心臓内に流れる血
液の動きをも同時に得ることが嘱望されている。そこで
例えば三島他著「第１７回日本ＭＥ学会大会論文集Ｊ
Ｐ、 ２３７ （１９７８年）に示される装置が提唱
されている。この装置を簡単に説明すると、診断装置の
探触子にアームを介して超音波ドプラ計測用の探触子を
取付け、各探触子の位置、及び超音波ビームの送受波方
向をポテンショメータによって検出する。そして一方の
探触子にてリアルタイム断層像を得、他方の探触子にて
超音波のドプラ偏位から血流速度を観測するものである
。この種の装置は上記２つの情報を個々に独立して得る
ことができ、また２つの情報を関連して同時に得ること
ができる為に非常に有用である。しかしながら実際に臨
床的に使用するに際しては２個の探触子の位置決め等、
その取扱が極めて不便であった。特に心臓は複雑な形状
を有し、絶えず拍動している為に、１個の探触子の設定
に際しても細心の注意を要するものである。故に２つの
探触子を相互に関連性を持って位置決めするのは至難で
あった。また設定された位置関係を検出するに際しても
相当犬山りなアームやポテンショメータ、演算装置など
を要し、構成が複雑化した。更には各探触子による超音
波ビーム方向が異なる為に超音波が反射物体に到達する
経路が異なってしまい、同時にその経路における超音波
伝搬速度に差異が生じると、ポテンショメータやアーム
の精度等と相俟ってそれぞれの位置関係にずれが生じ、
各検出結果の関連性に誤差が生じる欠点があった。また
、断層像が明瞭に表示されたとしても血流測定のための
超音波ビームが所望の部分に到達しているかどうかは確
認できなかった。Now, in recent years, there has been a desire to simultaneously obtain, in addition to the above-mentioned tomographic image of the heart, the movement of blood flowing within the heart. For example, Mishima et al., ``Proceedings of the 17th Japan ME Society Conference J.
P, 237 (1978) has been proposed. To briefly explain this device, a probe for ultrasonic Doppler measurement is attached to the probe of the diagnostic device via an arm, and a potentiometer detects the position of each probe and the direction of transmission and reception of the ultrasonic beam. do. Then, one probe obtains a real-time tomographic image, and the other probe observes the blood flow velocity from the Doppler deviation of the ultrasound. This type of device is very useful because it can obtain the above two pieces of information individually, and it can also obtain the two pieces of information simultaneously in relation to each other. However, when actually used clinically, there are many problems such as positioning the two probes, etc.
The handling was extremely inconvenient. In particular, since the heart has a complex shape and constantly beats, great care must be taken when setting a single probe. Therefore, it is extremely difficult to position the two probes in a mutually relevant manner. Furthermore, in order to detect the set positional relationship, a considerable number of arms, potentiometers, arithmetic devices, etc. are required, making the configuration complicated. Furthermore, since the directions of the ultrasound beams from each probe are different, the paths through which the ultrasound waves reach the reflective object are different, and at the same time, if there are differences in the ultrasound propagation speed along those paths, the accuracy of the potentiometer and arm may be affected. Together, there is a discrepancy in their positional relationships,
This method has the disadvantage that errors occur in the relevance of each detection result. Furthermore, even if the tomographic image was clearly displayed, it could not be confirmed whether the ultrasonic beam for blood flow measurement had reached the desired portion.
第１図は従来例の欠点を示すもので、血流測定を行なう
位置を断層上でｐｏ点に定めたとする。FIG. 1 shows the drawbacks of the conventional example, and assumes that the position for blood flow measurement is set at point po on the tomogram.
断層像およびドプラ信号を得るための音速設定値をＣｏ
、断層用プローブ６１からｐ点までの実際の平均音速を
Ｃ１，パルスの往復の伝搬時間をｔｌ、ドプラ用プロー
ブ６２からｐ点までの実際の平均音速を０２、パルスの
往復伝播時間をｔ２とする。表示のための音速設定値は
ＣＯであるから断層像では９０点までの距離はＣ０ｔ１
、ドプラではＣ０ｔ２であるが実際の平均音速はそれぞ
れＣ１，Ｃ２であるから検出される点までの距離はそれ
ぞれＣ１ｔｌ、Ｃ２ｔ２である。従って、断層像上に表
示される９０点の真の位置は第１図に示すように断層像
ではｐＯから（ＣＬ−Ｃｏ）ｔはなれたｐｌに、ドプラ
信号では（Ｃ２−ＣＤ）ｔ２はなれたｐ２にあり、Ｃ１
−Ｃ２−Ｃ０でなければそれぞれ別な位置における反射
信号を検出することになる。The sound velocity setting value for obtaining tomographic images and Doppler signals is Co
, the actual average sound speed from the tomographic probe 61 to point p is C1, the round trip propagation time of the pulse is tl, the actual average sound speed from the Doppler probe 62 to point p is 02, and the round trip propagation time of the pulse is t2. do. Since the sound velocity setting value for display is CO, the distance to the 90th point in the tomographic image is C0t1
, C0t2 in Doppler, but the actual average sound speeds are C1 and C2, respectively, so the distances to the detected points are C1tl and C2t2, respectively. Therefore, as shown in Figure 1, the true position of the 90 points displayed on the tomogram is pl, which is (CL-Co)t away from pO in the tomogram, and (C2-CD)t2 in the Doppler signal. Located on p2 and C1
-C2-C0, reflected signals at different positions will be detected.
またドプラ用プローブがおかれる位置では、プローブと
心臓との間に肺などの超音波をほとんど透過させない組
織６３がある場合が多く、断層像は明瞭に描写され、ド
プラ信号の得られるビーム方向がアーム、ポテンショメ
ータ、演算回路によりディスプレイ上では明確に表示さ
れていてもドプラ信号用の超音波ビームが目的位置まで
達しているかどうかはわからない。これらの欠点は、断
層像とドプラ信号を得るための超音波ビームの経路が異
なるために生じるものである。In addition, at the position where the Doppler probe is placed, there is often tissue 63 between the probe and the heart that hardly transmits ultrasound, such as the lungs, so that the tomographic image is clearly depicted and the beam direction from which the Doppler signal is obtained is Even though the arm, potentiometer, and arithmetic circuit display clearly on the display, it is unclear whether the ultrasound beam for the Doppler signal has reached the target position. These drawbacks arise because the paths of the ultrasound beams for obtaining tomographic images and Doppler signals are different.
さらに、従来の装置では超音波パルスを出すタイミング
と、ドプラ信号を含む超音波信号からドプラ信号を抽出
するためにこの超音波信号にミキシングする基準信号と
が安定しないので、このタイミングと基準信号とのゆら
ぎ自体が偽ドプラ信号として検出してしまう問題がある
。Furthermore, in conventional devices, the timing of emitting ultrasound pulses and the reference signal that is mixed into the ultrasound signal to extract the Doppler signal from the ultrasound signal containing the Doppler signal are not stable; There is a problem that the fluctuation itself is detected as a false Doppler signal.
本発明はこのような事情を考慮してなされたもので、そ
の目的とするところは、一つの探触子で断層像を得ると
共にドプラ効果による血流速情報をも得ることのできる
とともに、超音波パルスを出すタイミングと超音波信号
とミキシングしてドプラ信号を抽出する基準信号とが安
定している超音波診断装置を提供することにある。The present invention was made in consideration of these circumstances, and its purpose is to be able to obtain tomographic images with a single probe, as well as obtain blood flow velocity information due to the Doppler effect, and to It is an object of the present invention to provide an ultrasonic diagnostic device in which the timing of emitting sonic pulses and the reference signal for mixing with an ultrasonic signal and extracting a Doppler signal are stable.
本発明の概要は、正確な周波数の信号を発振出力する基
準発振器の出力を整数分の１に分周して繰り返し周波数
（レート周期）とし、探触子をパルス駆動して超音波を
送波し、反射体からの反射超音波を検出してリアルタイ
ム断層像を得ると共に、上記反射超音波の信号と前記基
準発振器の出力とをミクサにて混合し、その出力を濾波
することによって血流に関する情報を得るものである。The outline of the present invention is to divide the output of a reference oscillator that oscillates and outputs a signal at a precise frequency into an integer fraction to obtain a repetition frequency (rate period), drive the probe in pulses, and transmit ultrasonic waves. Then, the reflected ultrasound from the reflector is detected to obtain a real-time tomographic image, and the signal of the reflected ultrasound is mixed with the output of the reference oscillator in a mixer, and the output is filtered to obtain information related to blood flow. It's about getting information.
かくしてここに同一の超音波探触子によってリアルタイ
ム断層像と血流に関する情報を得て同時表示するように
している。In this way, real-time tomographic images and information regarding blood flow are obtained and displayed simultaneously using the same ultrasound probe.
以下、図面を参照して本発明の一実施例を説明する。Hereinafter, one embodiment of the present invention will be described with reference to the drawings.
第２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 （２
ｆＯ）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、−方にてフリップフロップか
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
位相差をもったものとなる。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
）されて周波数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。FIG. 2 is a schematic configuration diagram. The reference oscillator 1 is composed of, for example, a crystal oscillator, and has a frequency of 5 MHz (2
It oscillates and outputs a signal with highly stable frequency characteristics of fO). This oscillation output is input to a frequency divider 2 consisting of a flip-flop on the negative side and divided by two, and on the other side, it is inverted by an inverter circuit 3 and then input to a frequency divider 4 where the frequency is divided by two. ing. Therefore, each output of the frequency dividers 2 and 4 becomes a signal with a frequency of 2.5 MHz and a phase difference of π/2. The output signal of the frequency divider 2 is supplied to the frequency divider 5, and is divided by N (N is an integer, for example, 500
) and output as a rate frequency signal with a frequency of 5 kHz. This signal is supplied to the control circuit 6 and also to the delay circuit 7a.
７ｂ、〜、７ｎにそれぞれ供給されている。これら遅延
回路７ａ、７ｂ、〜、７ｎは前記制御回路６によって遅
延時間設定されるもので、その設定された遅延時間によ
っ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？ａ。7b, -, 7n, respectively. The delay time of these delay circuits 7a, 7b, . And each delay circuit? a.
７ｂ、〜、？ｎを介した前記信号はパルサ８ａ。7b...? Said signal via n is a pulser 8a.
８ｂ、〜、８ｎをそれぞれ駆動し、同パルサ３ａ。8b, -, 8n are respectively driven, and the same pulser 3a.
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
るようになっている。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
。Ultrasonic transducers 9a, each connected to 8b, 8n,
9b, . . . , 9n are respectively energized to transmit ultrasonic signals. In addition, these vibrators 9a, 9b, ~
, 9n are arranged, for example, in a straight line to form an array structure, forming an ultrasonic probe, that is, an electroacoustic transducer.
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。On the other hand, the signal reflected at the in-vivo reflection site of the transmitted ultrasonic wave is transmitted to the ultrasonic transducer 9a.
９ｂ、〜、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、〜Ｉｏｎ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１１ａ、ｌｌｂ、 〜、ｌｌｎで
遅延制御されて出力されている。尚、遅延回路１１ａ、
ｌｌｂ、〜。The waves are received at 9b, . . . , 9n, respectively. The received signals are amplified through preamplifiers 10a, 10b, .about.Ion, and then delayed by delay circuits 11a, llb, . There is. Note that the delay circuit 11a,
llb, ~.
１１ｎの各設定遅延時間は先の遅延回路？ａ。Is each set delay time of 11n the same as the previous delay circuit? a.
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。7b to 7n, respectively. Thus, each delay circuit 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。The outputs of 11b, . This output signal is transmitted to the detector 13
is detected and supplied to the display device 14 as a tomographic information signal. Further, the output signals of the addition and synthesis circuit 12 are supplied to mixers (MIX) 15 and 16, respectively.
これらミクサ１５，１６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ｆ Ｏ（２、５
＋ｌ／Ｉ Ｈｚ ）の信号と、受波信号とを混合してい
る。ミクサ１５，１６の各混合出力はフィルタ１７．１
８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。These mixers 15 and 16 input the output signals of the frequency dividers 2 and 4, respectively, and the output signals, that is, the frequency f O (2, 5
+l/I Hz) signal and the received signal are mixed. Each mixing output of mixers 15 and 16 is filtered by filter 17.1.
After being filtered through 8 separately, the signals are input to a phase comparator 19, where the phases of the signals are discriminated. For example, when the phase discrimination result is positive, it indicates that the blood flow is flowing toward the propagation direction of the ultrasonic signal, and when the value is negative, it indicates that the blood flow is flowing away from the ultrasonic signal.
この情報は前記表示装置１４に入力されて表示されるよ
うになっている。This information is input to the display device 14 and displayed.
また前記フィルタ１７の出力信号は、レンジゲート回路
２０に人力されている。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
ブレーク（以下、ＭＭと略記する）２１の出力によって
所定期間ＯＮ動作するＭＭ２２によってゲート開成され
るものである。Further, the output signal of the filter 17 is inputted to a range gate circuit 20. The gate of the circuit 20 is opened by an MM 22 which is turned on for a predetermined period by the output of a monostable multi-by-break (hereinafter abbreviated as MM) 21 which operates in response to the rate signal (output of the frequency divider 5). be.
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。In other words, the reflected ultrasound signals that are received continuously in time series are:
The time of wave reception is proportional to the depth of the area to be inspected.
従って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ィルタ（ＢＰＦ）２３
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。Therefore, by setting an appropriate elapsed time in MM21 and operating MM22 at the output timing to obtain a signal with a predetermined time width, the range gate circuit 20 can extract only the diagnostic information signal of the desired observation site. become. The output of this range gate circuit 20 is passed through a band pass filter (BPF) 23.
By using this method, it is possible to obtain Doppler-shifted frequency component information, that is, a signal proportional to the blood flow velocity.
第３図は第２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ｆＯ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５ｋＨ
ｚ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。従って振動子９ａ、９ｂ
、〜。FIG. 3 is a waveform diagram of each part showing the operation of the device shown in FIG. The frequency 5kHz obtained by
z rate frequency signal. Pulsa 8a, 8b, ...
8n is synchronized at each rising edge of the above signal and driven with delay time control. Therefore, the vibrators 9a, 9b
, ~.
９ｎ（探触子）からは第３図（ｂ）に示すようにレート
周期２００ｔｌｓ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（ｆｌ）は約２．５ＭＨ
ｚ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３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３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。As shown in FIG. 3(b), an ultrasonic signal is transmitted from 9n (probe) at a rate period of 200 tls. The center frequency (fl) of the transmitted ultrasonic pulse is approximately 2.5MH
It is z. When such a transmitted ultrasound signal is reflected and received by various parts within the living body, the received signal is as shown in Figure 3 (c').
It becomes as shown in . This received signal (output of the addition/synthesis circuit 12) is outputted as a signal as shown in FIG. ing.
固定した反射体からの反射波は、第４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ｆｌ （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１ ｋＨｚ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４図（ａ）のパルスをくり返すと周波
数スペクトルは同図（Ｃ）のように包路線が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。従って、第２図の回路に
より得られる固定反射体からの反射波は第４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。The reflected wave from a fixed reflector has a waveform as shown in Figure 4 (a), and its frequency spectrum is shown in Figure 4 (b).
It has a wide band frequency component including the center frequency fl (approximately 2.5 MHz). In this state, a very small Doppler shift of about 1 kHz cannot be detected. However, as in the embodiment of the present invention, if the pulses in Figure 4(a) are repeated at a rate frequency of exactly 5kHz divided from an extremely accurate reference oscillator, the frequency spectrum will be as shown in Figure 4(C). Thus, the envelope line is equal to the spectrum of one pulse, resulting in a line spectrum consisting only of frequencies that are integral multiples of 5 kHz. Therefore, the reflected wave from the fixed reflector obtained by the circuit of FIG. 2 has a spectrum as shown in FIG. 4(C). Pulsers and amplifiers have delay times, and the delay time caused by the delay circuit varies depending on the scanning direction, but it is always equal in the constant scanning direction, so there is no problem.
第４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Δｆのドプラ偏移を受けてい
る。従って、この信号と基準発振器（周波数ｆｏ）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。FIG. 4(d) is an enlarged view of the horizontal axis, where the solid line is the reflected wave spectrum from a fixed reflector, while the chain line is the spectrum of the reflected wave from a moving object, which has undergone a Doppler shift of Δf. Therefore, by mixing this signal and the output of the reference oscillator (frequency fo) using a mixer and extracting the difference frequency, the Doppler deviation frequency can be detected.
もし、レート周波数信号の線スペクトルが基準波信号ｆ
Ｏ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。If the line spectrum of the rate frequency signal is the reference wave signal f
If it is unstable with respect to O, the fluctuation of the rate frequency signal with respect to the reference wave signal itself is regarded as the Doppler shift frequency, and it becomes difficult to obtain an accurate Doppler signal.
一方、ミクサ１５では上記第３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３図（ｅ）に示す如き混合出力を得てい
る。この信号はフィルタ１７を介して濾波され、第３図
（ｆ）に示すように変換される。第３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）に示したフィルタ出力を
逐次サンプリングすることによっ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３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ィルタ２
３を介してフィルタリングすることにより、第３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３図（ｄ）に示す如き断層像に
関する観測情報を得、フィルタ２３の出力として第３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。On the other hand, the mixer 15 mixes the received signal shown in FIG. 3(c) and the reference signal with a frequency of 2.5 MHz, which was divided by 2, to produce a mixed output as shown in FIG. 3(e). It has gained. This signal is filtered through filter 17 and transformed as shown in FIG. 3(f). FIG. 3(g) shows the sampling timing of the range gate circuit 20. By sequentially sampling the filter output shown in FIG. 3(f) at the same timing, the Doppler polarization of the reflected ultrasound at one observation site is determined. The phase components are obtained as shown in the figure (h). Figure 3 (i) shows the signal shown in (h) compressed on the time axis.
3 (j
) is obtained. Thus, the observation information regarding the tomographic image as shown in FIG. 3(d) is obtained as the output of the detector 13, and the observation information of the Doppler signal regarding the blood flow velocity as shown in FIG. 3(j) is obtained as the output of the filter 23. can be obtained at the same time.
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
装置にあっては次のように構成することが適当である。Incidentally, the control circuit 6 is generally the one described in Japanese Patent Application No. 52-28016, for example, but it is appropriate for the present device to be constructed as follows.
即ち、制御回路６にＲＯＭ （リード・オンリ〜・メモ
リ）を倫え、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、
〜、７ｎ。That is, the control circuit 6 is equipped with a ROM (read-only memory), and each address of the ROM is made to correspond to the scanning direction of the ultrasonic waves. Each address includes the delay circuits 7a, 7b, which are necessary for transmitting and receiving ultrasonic waves in the scanning direction.
~, 7n.
（１１ａ、 １ ｌｂ、 〜、 １ ｉｎ）に対す
る遅延時間設定情報を収納させておく。従って指定する
走査方向に対応するＲＯＭのアドレスを選択指定するこ
とにより、超音波信号は上記指定走査方向に送波され、
反射物体によっ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５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
．〜ｌｋｌ 〜。The delay time setting information for (11a, 1 lb, ~, 1 inch) is stored. Therefore, by selecting and specifying the ROM address corresponding to the specified scanning direction, the ultrasonic signal is transmitted in the specified scanning direction,
Waves reflected by a reflective object and directed in the above direction are received. However, as shown in FIG. 5, the scanning directions of the ultrasonic signals transmitted and received by the probe 26 are
．． ~lkl~.
６４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ｒｌ、 ｋ、 ２゜ｋ、３．〜
」のようにル−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多イミングには走査方向１より順次
指定して行けば、方向に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って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。64. It is assumed that information on a position P in direction k is observed from a Doppler signal. In this case, the scanning direction specified by the ROM is rl, k, 2°k, 3. ~
If the scanning direction k is specified for every root pulse as shown in ``K'', and the scanning direction k is specified sequentially from scanning direction 1 for other rate pulse multi-timings, the Doppler signal and M
A mode signal can be obtained, and a B-mode, that is, a real-time tomographic image, can be obtained by specifying another direction. In other words, real-time tomographic images and blood flow velocity information can be observed simultaneously. Also, at this time, the effective rate frequency of the B mode and Doppler signal is 1 of the frequency shown above.
/2, that is, 2.5kHz. Note that if the display output is configured to be luminance-modulated at the sampling timing by the range gate circuit 20, the blood flow observation position can be displayed accurately.
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ってもよいが、例えば第６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／Ｈの向上をはかること
ができる。従って第６図（ｄ）示す超音波探触子２６か
ら所定のレートに従っ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／Ｈの良好な信号とし
て得ることができる。Now, the ultrasonic signals used for the tomographic image and blood flow observation may both be single pulses, but for example, FIG.
) For blood flow observation, a single pulse with a higher amplitude level as shown in (b) of the same figure, or a pulse with a higher number of waves as shown in (e) of the same figure, is used for blood flow observation. It is more convenient to use a burst type. By using such an ultrasonic signal, the S/H can be improved without causing a decrease in distance resolution in blood flow observation. Therefore, single pulse ultrasonic waves and burst waves are alternately transmitted from the ultrasonic probe 26 shown in FIG. 6(d) according to a predetermined rate, and the scanning direction is specified as shown in FIG. 6(e). By doing so, it is possible to obtain both the above-mentioned tomographic image information and blood flow information as signals with high distance resolution and good S/H.
以上の説明は、一つの走査線において一箇所でだけ血ｔ
Ｍ、観測を行ったが、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。第７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ＭＭ２
１，２２、レンジゲート回路（ＲＧ）２０．ＢＰＦ２３
等を複数個並列的に設け、マルチチャンネル構成とした
ものである。The above explanation is based on blood t only at one location in one scanning line.
M. Observation was performed, but blood flow observation at multiple locations can be performed simultaneously on one scanning line. FIG. 7 shows an example of this.
1, 22, range gate circuit (RG) 20. BPF23
etc. are provided in parallel to form a multi-channel configuration.
即ち、分周器５の出力（レート信号）はフリップフロッ
プ３０によってゲート制御されるゲート回路（Ｇ）３１
を介してＭＭ２４ ａ、 ２１ ｂ、 〜。That is, the output (rate signal) of the frequency divider 5 is gate-controlled by a gate circuit (G) 31 by a flip-flop 30.
via MM24a, 21b, ~.
２１ｎに供給されている。上記フリップフロップ３０は
レート信号（周波数 ２Ｎ ）を入力１て反転動作す
るもので、前述した走査方向に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。従って走査
方向にの超音波送受波時、即ち血流観測時には分周器５
の出力がＭＭ２１ａ。21n. The flip-flop 30 inputs a rate signal (frequency 2N) and performs an inverting operation, and the gate circuit 31 is opened only at the timing of transmitting and receiving ultrasonic waves in the scanning direction described above. Therefore, when transmitting and receiving ultrasonic waves in the scanning direction, that is, when observing blood flow, the frequency divider 5
The output is MM21a.
２１ｂ、〜、２１ｎに供給される。これらＭＭ２１ａ、
２１ｂ、 〜、２１ｎは第８図（ａ）。21b to 21n. These MM21a,
21b, . . . , 21n are shown in FIG. 8(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、〜、２２
ｎはＭＭ２１ａ、２１ｂ、 〜、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
８図（ｂ）、（ｄ）。The pulse time widths are set as shown in (c) and (e), respectively. and MM22a, 22b, ~, 22
n operates at the falling edge of the output signal of MM21a, 21b, .
（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、 〜、２１ｎ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、フィルタ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８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２０ｍｍ、 ２３ｍｍ、 ２６ｍｍ
、 〜。A signal with the timing shown in (f) is output. Now, assume that the MMs 21a, 21b, . , the received signals input from the filter 17 to the range gate circuits 20a, 20b, . . . , 20n are sequentially sampled in accordance with the depths shown in FIG. That is, the depths from the surface of the probe 26 are 20 mm, 23 mm, and 26 mm.
, ~.
１２０ｍｍと、３■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ＢＰＦ ２３ ａ。120 mm, and the reflection information is extracted at intervals of 3 cm. These reflection information are BPF 23 a.
２３ｂ、〜、２３ｎを介したのち零交差検出器（ＺＣ）
３２ａ、３２ｂ、 〜、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。23b, ~, 23n and then zero crossing detector (ZC)
32a, 32b, . . . , 32n, and the zero crossing timing of the output level is detected.
これらをＺＣ３２ａ、３２ｂ、 〜、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、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。The ZCs 32a, 32b, . ing.
尚、零交差検出器３２ａ、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。また周波数分析器を代りに用いてもよ
い。It should be noted that the zero crossing detectors 32a, 32b, . A frequency analyzer may also be used instead.
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。Thus, Doppler deviation information, that is, blood flow information at multiple locations can be obtained simultaneously from one piece of ultrasound scanning information.
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
。フリップフロップ（ＦＦ）３５は先のフリップフロッ
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Ｏ数２．５ｋＨ２（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、ＲＡＭ３７は例えば６４
Ｘ６４のアドレス「１゜ＩＪ ｒｌ、２Ｊ〜ｒｌ、６
４Ｊ ｒ２．ＩＪ〜ｒ６４．６４Ｊを有するもので、
各アドレスには前記フィルタ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っ
ている。尚、ＲＡＭ３７の情報書き込み、及び後述する
読み出しは、クロック発振器３９から出力される４００
ｋＨｚのクロック信号により制御されている。従って、
−走査によって得られた超音波情報は逐次デジタル変操
されてアドレスｒｌ、１４ｒｌ、２Ｊ〜ｒｌ、６４ｊに
順次書き込まれる。FIG. 8 shows the configuration of another embodiment in which Doppler deviation information at a plurality of locations is obtained simultaneously from one piece of ultrasonic scanning information. A flip-flop (FF) 35 functions similarly to the flip-flop 30 described above, and is supplied to the gate circuit 36 together with the output of the frequency divider 5. The gate circuit 36 outputs a rate signal with a frequency of 2.5 kHz (2N) based on the 5 kHz signal from the frequency divider 5 and the output of the FF 35. This rate signal is applied as a scan control signal to a random access memory (RAM) 37 having an address structure as shown in FIG. That is, the RAM 37 has, for example, 64
X64 address “1゜IJ rl, 2J~rl, 6
4J r2. It has IJ~r64.64J,
The output of the filter 17 is digitized via an A/D converter 38 and written to each address. Note that information writing to the RAM 37 and reading described later are performed using the 400 clock signal output from the clock oscillator 39.
It is controlled by a kHz clock signal. Therefore,
- Ultrasonic information obtained by scanning is sequentially digitally transformed and sequentially written to addresses rl, 14rl, 2J to rl, 64j.
そして次に得られた超音波−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ｒ２．Ｉ
Ｊ ｒ２．２Ｊ ｒ２，３Ｊ〜「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
ｒ６４．Ｎ ｒ６４，２Ｊ〜ｒ６４．６４Ｊに書き込
まれる。この場合、−行のメモリアドレスに一走査情報
を書き込むに要する゛時間はクロック周波数が４００
ｋＨｚであり、アドレスが６４であるから従って略１６
０μｓとなる。これは−走査による観測部位の深さＯ〜
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となっている。従ってＲＡＭ３７への
全アドレス（６４Ｘ６４）には２５．６ｍｓにて全情報
の書き込みが行われる。The next obtained ultrasound-scanning information is row-changed under the control of the gate circuit 36, and address r2. I
J r2.2J r2,3J~Written in "2°64". Similarly, the 64th one-scan information is at address r64. Written to N r64,2J to r64.64J. In this case, the time required to write one scan information to the memory address of the - row is 400 times the clock frequency.
kHz, and the address is 64, so it is approximately 16
It becomes 0 μs. This is - the depth of the observation site by scanning O~
This corresponds to about 12 cm. Further, this Doppler scanning and B-mode scanning for tomographic image observation are performed alternately, and the rate interval between each is 400 μs. Therefore, all information is written to all addresses (64×64) in the RAM 37 in 25.6 ms.
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。It goes without saying that each address position corresponds to the depth of the observed region.
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４００ ｋＨｚのクロック信号によっ
て行われる。即ち、先ずアドレスｒｌ、ＩＪ ｒ２．
ＩＪ ｒ３．ＩＪ〜「６４゜１」の情報が列方向に読
み出され、次にアドレスｒ、１，２Ｊ ｒ２，２Ｊ
ｒ３，２Ｊ〜ｒ６４，２Ｊ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って読み出された情報系
列の同−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、従って前述し
たようにその出力をＤ／Ａ変換器４０を介して復元した
のちフィルタ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か得られる。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ｌＱ、２４ ｍｓ毎に読み出されることになる。On the other hand, the information written as described above is now sequentially addressed column by column and read out. This readout is performed using a 400 kHz clock signal as described above. That is, first, address rl, IJ r2.
IJ r3. Information from IJ to "64°1" is read out in the column direction, then address r, 1, 2J r2, 2J
Information of r3, 2J to r64, 2J is read. Therefore, the same depth of the information series read out over a row of the above addresses, that is, the time course of the signal subjected to Doppler deviation at the same observation site, and therefore, as mentioned above, the output is restored via the D/A converter 40, smoothed via the filter 41, and zero crossing detection is performed at the ZC 42, the detection result becomes a Doppler signal at the above observation position. In this way, Doppler signals at each column of memory addresses, in other words at a plurality of observation positions, can be obtained. At this time, if the column read cycle is set to 160 μs,
The Doppler signal at one observation position is read out every 160 μs×64, that is, every 1Q, 24 ms.
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のクロック信号を
分周″５４５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４００ ｋＨｚ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
示されるようになっている。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
うように色表示ししてもよい。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に書き込むようにしてもよい。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
走査によって得られた断層像を同時に表示するものであ
っても勿論よい。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。The Doppler signal obtained in this way is sent to the A/D converter 43.
The data is digitized via the computer and input into the memory 44. This memory 44 receives a signal obtained by dividing the 400kHz clock signal by 64 through a frequency divider 545, that is, 6.
The input Doppler signal is written as a 25 kHz signal. After that, the Doppler signal written in the memory 44 is read out at a speed of 400 kHz, and the D/A
After being converted into an analog signal (amplitude signal) via a converter 46, the signal is supplied to a display device 47, where it is luminance-modulated and displayed. This display device 47 receives the rate signal from the frequency divider 5 and performs sweep scanning.
The brightness-modulated signal will be displayed corresponding to the observation site. That is, the magnitude of the blood flow velocity at each observation site is displayed as brightness information that is luminance-modulated. still,
When displaying the direction of blood flow, for example, a color display cathode ray tube may be used to display the positive direction in red and the negative direction in blue. Alternatively, the output of the RAM 37 may be subjected to fast Fourier transform to be subjected to frequency analysis, and the analysis results may be written directly to the memory 44. Furthermore, the display device 47 may of course display a tomographic image obtained by B-mode scanning together with the blood flow velocity information. Further, it is a matter of course that the scanning direction for the Doppler observation described above may be variably set.
ところで、上述したドプラ観測を心電計等に同期させる
ことによって超音波診断領域の全域に亘って行うことが
できる。このようにすれば、例えばＢモード走査によっ
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。By the way, by synchronizing the above-mentioned Doppler observation with an electrocardiograph or the like, it is possible to perform it over the entire ultrasound diagnostic region. In this way, for example, a tomographic image of the heart can be obtained by B-mode scanning, information on the circulation of blood flowing in the heart can be obtained by Doppler scanning, and the state of change can be displayed moment by moment.
以下、第１１図を参照してその説明を行う。The explanation will be given below with reference to FIG.
ＲＡＭ３７は先に第９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。The RAM 37 is similar to that shown previously in FIG. 9, and its output is input to a digital zero crossing meter (DZC) 51 to obtain a Doppler signal.
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、クロック
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ＲＡＭ５
３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。This DZC 51 calculates the output of the RAM 37, that is, the number of zero crossings of the above-mentioned sampling value, and calculates a Doppler signal from the result. This Doppler signal is supplied to the RAM 53, which is controlled for writing and reading at a frequency of 400 kHz by the clock oscillator 52.
They are sequentially written to addresses No. 3. Also RAM53
The writing timing is established in synchronization with, for example, the R wave of an electrocardiograph (ECG) 55 extracted via the waveform shaping circuit 54.
前記ＲＡＭ５３は、例えば第１２図に示すように（６４
Ｘ６４Ｘ６４）のアドレス構成を有するものである。し
かしてＥＣＧ５５によって第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ｒｌ、１．ＩＪ
ｒｌ、１，２Ｊ〜ｒｌ、１，６４Ｊに順次書き込む。即
ちＲＡＭ５３のアドレスｒ１．１．ＩＪにはＲＡＭ３７
のアドレスｒｌ、ＩＪ ｒ２．ＩＪ ｒ３．ＩＪ〜
ｒ６４．ＩＪ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ｒｌ、１．２ＪにはＲＡＭ３７
のアドレスｒｌ、 ２Ｊ ｒ２． ２Ｊｒ３，２Ｊ
〜ｒ６４，２Ｊ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、ＲＡＦｖ１３７から読
み出された情報から得られたドプラ信号は、ＲＡＭ５３
のアドレスｒ２．２．ＩＪｒ２，２，２Ｊ ｒ２．２
．３Ｊ〜ｒ２，２．６４Ｊ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ｒ３，３． Ｉ
Ｊ ｒ３，３゜２ｊ ｒ３，３，３Ｊ〜ｒ３，３．
６４Ｊに順次書き込まれる。そして前記ＥＣＧ５５によ
って第２の心拍が検出されたとき、今度はアドレス「１
゜２、ＩＪ ｒｌ、２，２Ｊ〜ｒ１．２，６４Ｊから
始まって、アドレスｒ２，３．ＩＪ ｒ２，３，２Ｊ
〜ｒ２，３，６４Ｊ、そしてｒ３． ４． ＩＪ
ｒ３゜４．２」〜ｒ３．４，６４Ｊ、更にはアドレスｒ
６４．１．ＩＪ ｒ６４，１．２Ｊ〜ｒ６４，１゜６
４」と順次ドプラ信号が書き込まれる。For example, as shown in FIG.
It has an address structure of x64x64). When the R wave of the first heartbeat is obtained by the ECG 55, the RAM 53 stores the Doppler signal output from the DZC 51 in synchronization with the R wave at addresses rl, 1. I.J.
Write sequentially to rl, 1,2J to rl, 1,64J. That is, the address r1.1 of the RAM 53. IJ has 37 RAM
Address rl, IJ r2. IJ r3. IJ~
r64. The Doppler signal obtained from the IJ information is written, and in the same way, the address rl, 1.2J is written in the RAM 37.
Address rl, 2J r2. 2Jr3,2J
The Doppler signal obtained from the information of ~r64,2J is written. Then, at the next rate, the Doppler signal obtained from the information read from RAFv137 is stored in RAM53.
address r2.2. IJr2,2,2J r2.2
．． 3J to r2 and 2.64J are sequentially written. Furthermore, at the next rate, addresses r3, 3 . I
J r3,3゜2j r3,3,3J~r3,3.
64J. Then, when the second heartbeat is detected by the ECG 55, the address "1" is
Starting from ゜2, IJ rl, 2,2J~r1.2,64J, address r2,3. IJ r2,3,2J
~r2,3,64J, and r3. 4. I.J.
r3゜4.2''~r3.4,64J, and further address r
64.1. IJ r64,1.2J~r64,1°6
4'' and Doppler signals are sequentially written.
このようにして６４の心拍に同期してＲＡＭ５３のアド
レス（６４Ｘ６４Ｘ６４）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ｒｌ、６
４，６４Ｊ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って示され
る血流速の情報が収納される。またアドレスｒ２，１．
Ｎからｒ２，６４．６４」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。In this way, when all Doppler signals have been written to the addresses (64x64x64) of the RAM 53 in synchronization with 64 heartbeats, from address "1°1.1" to rl, 6
In the first region up to 4.64 J, a heartbeat is obtained and information on blood flow velocity indicated by Doppler signals of all diagnostic regions in the first state is stored. Also, address r2,1.
The second area from N to r2, 64.64'' stores information on blood flow velocities in all diagnostic areas in the second state based on the input timing of the heartbeat.
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。In the same way, each memory area of the RAM 53 stores information on the blood flow velocity of all diagnostic areas according to the passage of time.
しかして、Ｂモード走査によっ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。Therefore, if the memory area of the RAM 53 is designated according to the state of the tomographic image obtained by B-mode scanning, and the Doppler signal stored in the same area is read out and the image is displayed,
The image becomes a blood flow velocity information image of the entire diagnostic region corresponding to the displayed tomographic image.
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
にすればよい。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。In addition, when displaying each of the above images on the display device 56,
For example, the tomographic image may be displayed in white by modulating the brightness, and the blood velocities in the positive and negative directions may be displayed in red and blue by modulating the brightness. In this way, for example, it is possible to easily grasp changes in blood flow at the same time as the movement of the heart, which is particularly effective in diagnostic medicine of the circulatory system.
尚、心臓は心拍毎に全く同じ動きをするとは限ら゛ない
。従って上記結出を複数回繰り返して行い、その平均を
求めることによっ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ってＲＡＭ５３の一行アド
レス、例えばｒｌ、１゜１」からｒｌ、１．６４ｊにド
プラ信号を書き込むとすれば、その所要時間は４００μ
５Ｘ６４＝”２５．５ｍｓとなる。従ってＲＡＭ５３の
各領域のドプラ信号は２５．６ｍｓの時間をそれぞれ経
過したものとなっている。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５１．２ｍ
ｓ後と云うようになっている。Note that the heart does not necessarily move in exactly the same way every heartbeat. Therefore, sufficiently accurate information can be obtained by repeating the above-mentioned determination a plurality of times and calculating the average. Furthermore, if a Doppler signal is written to one row address of the RAM 53, for example, from rl, 1゜1'' to rl, 1.64j under the above conditions, the time required is 400μ.
5X64="25.5ms. Therefore, the Doppler signal in each area of the RAM 53 is one after 25.6ms has elapsed. In other words, the information (Doppler signal) stored in the first area is, for example, Time zero, 25.6ms later for the second area, 51.2m for the third area
It is said to be after s.
従って、血流速度の分布状態を２５．６ｍ ｓ毎の変化
として読み出し、表示することができる。故にＲＡＭ５
３からの信号読み出しクロック周波数は１６０ｋＨｚ以
上であればよく、例えば２００ｋＨｚ、４００ｋＨｚの
クロック信号を用いれば十分余裕をもって読み出すこと
ができる。Therefore, the distribution state of blood flow velocity can be read out and displayed as changes every 25.6 ms. Therefore RAM5
The clock frequency for reading the signal from No. 3 only needs to be 160 kHz or higher, and for example, if a clock signal of 200 kHz or 400 kHz is used, reading can be performed with sufficient margin.
以上述べたように本発明によれば、次のような絶大なる
利点・効果を奏する。As described above, the present invention provides the following tremendous advantages and effects.
先ず、唯一の超音波探触子を兼用して、リアルタイム断
層像と共にドプラ効果による血流速度情報を同時に観測
することができる。また必要に応じては上記ドプラ効果
からＭモード信号をも得ることができる。その上、一つ
の探触子を片手だけで使用することができるので、その
操作性が極めて良好であり、また所望とする位置の断層
像及びその中に位置する必要部位の血流速度情報を容易
に得ることができる。また同一の探触子を使用して前述
した２種類の診断情報を得る為、形状の小型化をはかり
得る。同時に、従来装置のようにアームやポテンショメ
ータ、演算回路等の複雑な横。First, by using the only ultrasound probe, it is possible to simultaneously observe real-time tomographic images and blood velocity information due to the Doppler effect. Furthermore, if necessary, an M-mode signal can also be obtained from the Doppler effect. Furthermore, since one probe can be used with only one hand, its operability is extremely good, and the tomographic image of the desired position and blood flow velocity information of the necessary parts located within it can be obtained. can be obtained easily. Furthermore, since the two types of diagnostic information described above are obtained using the same probe, the size can be reduced. At the same time, like conventional equipment, it has complicated side arms, potentiometers, arithmetic circuits, etc.
成要素を不要とし、簡易に実現できる。本発明によれば
断層像とドプラ信号を得るための超音波ビームの経路が
同じであるために、アームやポテンショメータ、演算回
路の誤差はもちろんビームの経路の違いによる音速の差
による誤差を生じることがなく、音速のいかんにかかわ
らず正確な位置における血流速を検出でき、信頼性の高
い診断を行い得る。更に、断層像とドプラ信号を得るた
めのビーム経路が同じであるため、断層像の観測により
ドプラ信号を得るためのが十分検出されているか否かを
確認できる。断層像でドプラ信号を検出しようとする位
置が描写されていればその位置のドプラ信号は確実に得
られることになる。また血流情報を得ている部分の表示
には、リアルタイム断層像の表示を行っている走査線を
用いればよいので、測定部位を表示する為の格別な走査
回路が全く不要である。従って位置検出のための機構、
演算回路も含めて回路構成を簡略化することができ、安
価に制作し、実現することができる。さらに、基準信号
とレートパルスとが同じ基準発振器からの信号をそれぞ
れ分周しているので、たとえ基準発振器が不安定になっ
ても基準信号とレートパルスとの位相は常に一定である
ので、基準信号とレートパルスとのゆらぎによる為ドプ
ラ信号は発生しない。No component is required and it can be easily realized. According to the present invention, since the paths of the ultrasound beams for obtaining tomographic images and Doppler signals are the same, errors occur not only due to errors in the arms, potentiometers, and arithmetic circuits, but also due to differences in sound speed due to differences in the beam paths. Therefore, the blood flow velocity at an accurate position can be detected regardless of the speed of sound, making it possible to perform highly reliable diagnosis. Furthermore, since the beam path for obtaining the tomographic image and the Doppler signal are the same, it can be confirmed by observing the tomographic image whether or not the beam for obtaining the Doppler signal has been sufficiently detected. If the position where the Doppler signal is to be detected is depicted in the tomographic image, the Doppler signal at that position can be reliably obtained. Furthermore, since the scanning line used to display the real-time tomographic image can be used to display the area where blood flow information is obtained, a special scanning circuit for displaying the measurement site is not required at all. Therefore a mechanism for position detection,
The circuit configuration including the arithmetic circuit can be simplified, and it can be manufactured and realized at low cost. Furthermore, since the reference signal and rate pulse are frequency-divided signals from the same reference oscillator, even if the reference oscillator becomes unstable, the phase of the reference signal and rate pulse is always constant. No Doppler signal is generated because of fluctuations between the signal and the rate pulse.
尚、本発明は実施例に限定されるものではない。Note that the present invention is not limited to the examples.
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使用に応じ
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
セクタスキャン方式のものについて述べたが、リニアス
キャン方式のものであっても勿論よい。また簡易な装置
にあっては、全診断領域の血流速情報を２次元的にのみ
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。For example, the rate frequency of the ultrasonic signal, the reference oscillation frequency, the frequency of writing to and reading from the memory, etc. may be determined depending on the use. Further, the address structure of the memory and the Doppler signal detection means may be determined as appropriate. Further, in the above embodiments, a sector scan system was described, but a linear scan system may of course be used. Furthermore, in the case of a simple device, blood flow velocity information for the entire diagnostic region may be obtained only two-dimensionally. In short, the invention can be modified and implemented without departing from the gist of the invention.
第１図は従来装置の問題点を説明する為の図、第２図は
本発明の一実施例を示す概略構成図、第３図は第２図に
示す装置の作用を示す各部の信号波形図、第４図は繰り
返しパルス信号を示す図、第５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６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７図は
本発明の他の実施例を示す要部概略構成図、第８図は第
７図に示す装置の作用を示す信号波形図、第９図は本発
明の更に別の実施例を示す要部概略構成図、第１０図は
第９図に示すＲＡＭのアドレス構成図、第１１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１２
図は第１１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、 〜、 ８ ｎ−パルサ、
９ａ、 ９ｂ、 〜。９ ｎ−・・超音波振動子、ｌｌａ、ｌｌｂ、 〜、１
１ｎ・・・・・・遅延回路、１２・・・加算合成器、１
３・・・検波器、１４・・・表示装置、１５．１６・・
・ミクサ、１７゜１８・・・フィルタ、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・・・フィルタ（Ｂ
ＰＦ） 、２６・・・探触子（電気音響変換素子）、３
０・・・フリップフロップ、３１ ・・・ゲート回路、
３２ａ、３２ｂ、 〜。３２ｎ・・・零交差検出器、３６・・・ゲート回路、３
７・・・ＲＡＭ、３９・・・クロック発振器、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、５６・・・心電計（ＥＣＧ）。出願人代理人 弁理士 則 近 憲 右同 近藤 猛！第１図（ａ） （
ｂ）（ｃ） （ｄ
）第５図第８図第１０図Fig. 1 is a diagram for explaining the problems of the conventional device, Fig. 2 is a schematic configuration diagram showing an embodiment of the present invention, and Fig. 3 is a signal waveform of each part showing the operation of the device shown in Fig. 2. Figure 4 shows the repetitive pulse signal, Figure 5 shows the relationship between the probe and the scanning direction of the ultrasound signal, and Figure 6 shows the switching between B-mode scanning and Doppler scanning and the ultrasound signal. FIG. 7 is a schematic configuration diagram of main parts showing another embodiment of the present invention, FIG. 8 is a signal waveform diagram showing the operation of the device shown in FIG. 7, and FIG. 9 is a diagram showing a further embodiment of the present invention. FIG. 10 is a schematic block diagram of the main parts showing another embodiment, FIG. 10 is a diagram of the address structure of the RAM shown in FIG. 9, FIG.
This figure is an address configuration diagram of the RAM shown in FIG. 11. DESCRIPTION OF SYMBOLS 1... Reference oscillator, 2.4... Frequency divider (reference frequency) 5... Frequency divider, 7a, 7b, ~, 7n... Delay circuit, 8a, 8b, ~, 8 n- Parsa,
9a, 9b, ~. 9 n-... Ultrasonic transducer, lla, llb, ~, 1
1n...delay circuit, 12...addition synthesizer, 1
3...Detector, 14...Display device, 15.16...
・Mixer, 17° 18... Filter, 19... Phase comparator, 20... Range gate circuit, 21.22...
・Monostable multivibrator, 23...filter (B
PF), 26... probe (electroacoustic conversion element), 3
0...Flip-flop, 31...Gate circuit,
32a, 32b, ~. 32n... Zero crossing detector, 36... Gate circuit, 3
7...RAM, 39...clock oscillator, 42...
- Zero crossing detector, 44... Memory, 51... Digital zero crossing detector, 53... RAM, 54... Waveform shaping circuit, 56... Electrocardiograph (ECG). Applicant's agent Patent attorney Norihiro Kondo Takeshi Kondo! Figure 1(a) (
b) (c) (d
)Figure 5Figure 8Figure 10
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP11450887AJPS62281931A (en) | 1987-05-13 | 1987-05-13 | Ultrasound diagnostic equipment |
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP11450887AJPS62281931A (en) | 1987-05-13 | 1987-05-13 | Ultrasound diagnostic equipment |
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS62281931Atrue JPS62281931A (en) | 1987-12-07 |
| JPH0211250B2 JPH0211250B2 (en) | 1990-03-13 |
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP11450887AGrantedJPS62281931A (en) | 1987-05-13 | 1987-05-13 | Ultrasound diagnostic equipment |
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS62281931A (en) |
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH0263446A (en)* | 1988-08-30 | 1990-03-02 | Aloka Co Ltd | Ultrasonic wave diagnosis device |
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS5048958A (en)* | 1973-05-15 | 1975-05-01 | ||
| JPS5338183A (en)* | 1976-09-21 | 1978-04-07 | Stanford Research Inst | Real time ultrasonic b scanning video and doppler profile display system and method therefor |
| JPS5346188A (en)* | 1976-10-06 | 1978-04-25 | Hoffmann La Roche | Ultrasonic directional doppler device |
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS5048958A (en)* | 1973-05-15 | 1975-05-01 | ||
| JPS5338183A (en)* | 1976-09-21 | 1978-04-07 | Stanford Research Inst | Real time ultrasonic b scanning video and doppler profile display system and method therefor |
| JPS5346188A (en)* | 1976-10-06 | 1978-04-25 | Hoffmann La Roche | Ultrasonic directional doppler device |
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH0263446A (en)* | 1988-08-30 | 1990-03-02 | Aloka Co Ltd | Ultrasonic wave diagnosis device |
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH0211250B2 (en) | 1990-03-13 |
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| US4318413A (en) | Ultrasonic diagnostic apparatus | |
| US5840028A (en) | Ultrasonic diagnostic equipment | |
| EP0127157B2 (en) | Ultrasonic diagnostic apparatus | |
| US4509525A (en) | Ultrasonic diagnostic equipment | |
| US4583552A (en) | Apparatus for observing blood flow patterns | |
| JP4582827B2 (en) | Ultrasonic diagnostic equipment | |
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| JPH0614932B2 (en) | Ultrasonic diagnostic equipment | |
| BAKER | Applications of pulsed Doppler techniques | |
| US5383464A (en) | Ultrasonic doppler diagnostic system | |
| JPS6234540A (en) | Ultrasonic diagnostic apparatus | |
| JPS6253182B2 (en) | ||
| JPS62281931A (en) | Ultrasound diagnostic equipment | |
| JPH0258B2 (en) | ||
| JPS5854940A (en) | Composite ultrasound diagnostic device | |
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| Kasai et al. | Real‐time blood‐flow imaging system using ultrasonic doppler techniques | |
| JPS6351845A (en) | Ultrasound diagnostic equipment | |
| Pourcelot | Real-time blood flow imaging |