(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
圧電振動子（１）と，超音波を収束させる音響レンズ（３）とを具備し，検査対象（９）に対して超音波の送受波を行なう少なくとも１個の超音波変換器（10）と，該超音波変換器に送波信号を与える送波器（20）と，前記検査対象から反射された超音波を受信する受波器（55）と，前記超音波変換器が送受波する超音波の伝搬方向と垂直な平面又は曲面上で前記超音波変換器を走査する走査機構と，前記送波信号により前記圧電振動子が励振された時点と前記励振により発生した超音波が前記音響レンズの焦点距離まで伝搬して反射し，再び前記圧電振動子まで伝搬して電圧に変換される時点までの時間差である遅延時間に比べて，前記超音波変換器の送波の持続時間が長く，かつ送波の周波数が時間的に変化するように制御する制御器（21,105）とを具備し，前記超音波変換器の送波する超音波は，送波の周波数が少なくとも２つの相異なる不連続な周波数間を周期的に交番する正弦波であって，前記受波器は前記送波信号を参照信号として前記反射された超音波信号を位相検波することを特徴とする連続波送受波型超音波撮像装置。
【請求項２】
前記正弦波の周波数の交番周期は,nを自然数とする時，前記遅延時間の2/（2n−１）倍に等しいことを特徴とする請求の範囲第１項記載の連続波送受波型超音波撮像装置。
【請求項３】
前記の相異なる送波周波数の数に等しい信号収集手段（81,82）を有し，相異なる送波周波数毎に得られた受波信号を別の信号収集手段に収集することを特徴とする請求の範囲第２項記載の連続波送受波型超音波撮像装置。
【請求項４】
前記の相異なる送波周波数の数に等しい信号収集手段（81,82）を有し，相異なる送波周波数毎に得られた受波信号を別の信号収集手段に収集し，相異なる不連続な送波周波数毎に得られた受波信号を用いて個々に得られる画像データを用い，前記の相異なる送波周波数により得られる画像間の差分画像を構成する手段（90）を有することを特徴とする請求の範囲第２項記載の連続波送受波型超音波撮像装置。
【請求項５】
前記正弦波の周波数の交番周期は,nを自然数とする時，前記遅延時間の2/（2n−１）倍に等しく，前記遅延時間と等しい時間だけ遅延させた前記送波信号を前記参照信号とすることを特徴とする請求の範囲第１項記載の連続波送受波型超音波撮像装置。
【請求項６】
前記の相異なる送波周波数の数に等しい信号収集手段（81,82）を有し，相異なる送波周波数毎に得られた受波信号を別の信号収集手段に収集することを特徴とする請求の範囲第５項記載の連続波送受波型超音波撮像装置。
【請求項７】
前記の相異なる送波周波数の数に等しい信号収集手段（81,82）を有し，相異なる送波周波数毎に得られた受波信号を別の信号収集手段に収集し，相異なる不連続な送波周波数毎に得られた受波信号を用いて個々に得られる画像データを用い，前記の相異なる送波周波数により得られる画像間の差分画像を構成する手段（90）を有することを特徴とする請求の範囲第５項記載の連続波送受波型超音波撮像装置。
【請求項８】
圧電振動子（１）と，超音波を収束させる音響レンズ（３）とを具備し，検査対象（９）に対して超音波の送受波を行なう少なくとも１個の超音波変換器（10）と，該超音波変換器に送波信号を与える送波器（20）と，前記検査対象から反射された超音波を受信する受波器（55）と，前記超音波変換器が送受波する超音波の伝搬方向と垂直な平面又は曲面上で前記超音波変換器を走査する走査機構と，前記送波信号により前記圧電振動子が励振された時点と前記励振により発生した超音波が前記音響レンズの焦点距離まで伝搬して反射し，再び前記圧電振動子まで伝搬して電圧に変換される時点までの時間差である遅延時間に比べて，前記超音波変換器の送波の持続時間が長く，かつ送波の周波数が時間的に変化するように制御する制御器（21,105）とを具備し，前記超音波変換器の送波する超音波は，送波の周波数が連続的かつ周期的に変化する正弦波であって，正弦波の周波数の変化する周期は,nを自然数とする時，前記遅延時間の2/（2n−１）倍に等しく，前記受波器は前記送波信号を参照信号として前記反射された超音波信号を位相検波することを特徴とする連続波送受波型超音波撮像装置。
【請求項９】
圧電振動子（１）と，超音波を収束させる音響レンズ（３）とを具備し，検査対象（９）に対して超音波の送受波を行なう少なくとも１個の超音波変換器（10）と，該超音波変換器に送波信号を与える送波器（20）と，前記検査対象から反射された超音波を受信する受波器（55）と，前記超音波変換器が送受波する超音波の伝搬方向と垂直な平面又は曲面上で前記超音波変換器を走査する走査機構と，前記送波信号により前記圧電振動子が励振された時点と前記励振により発生した超音波が前記音響レンズの焦点距離まで伝搬して反射し，再び前記圧電振動子まで伝搬して電圧に変換される時点までの時間差である遅延時間に比べて，前記超音波変換器の送波の持続時間が長く，かつ送波の周波数が時間的に変化するように制御する制御器（21,105）とを具備し，前記超音波変換器の送波する超音波は，送波の周波数が連続的かつ周期的に変化する正弦波であって，正弦波の周波数の変化する周期は,nを自然数とする時，前記遅延時間の2/（2n−１）倍に等しく，前記受波器は，前記遅延時間と等しい時間だけ遅延させた前記送波信号を参照信号として前記反射された超音波信号を位相検波することを特徴とする連続波送受波型超音波撮像装置。
【請求項１０】
圧電振動子（１）と，超音波を収束させる音響レンズ（３）とを具備し，検査対象（９）に対して超音波の送受波を行なう少なくとも１個の超音波変換器（10）と，該超音波変換器に送波信号を与える送波器（20）と，前記検査対象から反射された超音波を受信する受波器（55）と，前記超音波変換器が送受波する超音波の伝搬方向と垂直な平面又は曲面上で前記超音波変換器を走査する走査機構と，前記送波信号により前記圧電振動子が励振された時点と前記励振により発生した超音波が前記音響レンズの焦点距離まで伝搬して反射し，再び前記圧電振動子まで伝搬して電圧に変換される時点までの時間差である遅延時間に比べて，前記超音波変換器の送波の持続時間が長く，かつ送波の周波数が時間的に変化するように制御する制御器（21,105）とを具備し，前記超音波変換器の送波する超音波は，送波の周波数が連続的に変化する正弦波であって，前記受波器は，前記遅延時間と等しい時間だけ遅延させた前記送波信号を参照信号として前記反射された超音波信号を位相検波することを特徴とする連続波送受波型超音波撮像装置。
【請求項１１】
圧電振動子（１）と，超音波を収束させる音響レンズ（３）とを具備し，検査対象（９）に対して超音波の送受波を行なう少なくとも１個の超音波変換器（10）と，該超音波変換器に送波信号を与える送波器（20）と，前記検査対象から反射された超音波を受信する受波器（55）と，前記超音波変換器が送受波する超音波の伝搬方向と垂直な平面又は曲面上で前記超音波変換器を走査する走査機構と，前記送波信号により前記圧電振動子が励振された時点と前記励振により発生した超音波が前記音響レンズの焦点距離まで伝搬して反射し，再び前記圧電振動子まで伝搬して電圧に変換される時点までの時間差である遅延時間に比べて，前記超音波変換器の送波の持続時間が長く，かつ送波の周波数が時間的に変化するように制御する制御器（21,105）とを具備し，前記超音波変換器の送波する超音波は，一定の時間毎に送波の周波数が不連続に変化する正弦波であって，一定の周波数の持続する時間は前記遅延時間よりも短く，前記受波器は，前記遅延時間と等しい時間だけ遅延させた前記送波信号を参照信号として前記反射された超音波信号を位相検波することを特徴とする連続波送受波型超音波撮像装置。
【請求項１２】
前記の相異なる送波周波数の数に等しい信号収集手段（81,82）を有し，相異なる送波周波数毎に得られた受波信号を別の信号収集手段に収集することを特徴とする請求の範囲第11項記載の連続波送受波型超音波撮像装置。
【請求項１３】
前記の相異なる送波周波数の数に等しい信号収集手段（81,82）を有し，相異なる送波周波数毎に得られた受波信号を別の信号収集手段に収集し，相異なる不連続な送波周波数毎に得られた受波信号を用いて個々に得られる画像データを用い，前記の相異なる送波周波数により得られる画像間の差分画像を構成する手段（90）を有することを特徴とする請求の範囲第11項記載の連続波送受波型超音波撮像装置。
【請求項１４】
圧電振動子（１）と，超音波を収束させる音響レンズ（３）とを具備し，検査対象（９）に対して超音波の送受波を行なう少なくとも１個の超音波変換器（10）と，該超音波変換器に送波信号を与える送波器（20）と，前記検査対象から反射された超音波を受信する受波器（55）と，前記超音波変換器が送受波する超音波の伝搬方向と垂直な平面又は曲面上で前記超音波変換器を走査する走査機構と，前記送波信号により前記圧電振動子が励振された時点と前記励振により発生した超音波が前記音響レンズの焦点距離まで伝搬して反射し，再び前記圧電振動子まで伝搬して電圧に変換される時点までの時間差である遅延時間に比べて，前記超音波変換器の送波の持続時間が長く，かつ送波の周波数が時間的に変化するように制御する制御器（21,105）とを具備し，前記超音波変換器の送波する超音波は，送波の周波数が不連続に変化する正弦波であって，一定の周波数の持続する時間は常に前記遅延時間よりも短く，前記受波器は，前記遅延時間と等しい時間だけ遅延させた前記送波信号を参照信号として前記反射された超音波信号を位相検波することを特徴とする連続波送受波型超音波撮像装置。
【請求項１５】
前記の相異なる送波周波数の数に等しい信号収集手段（81,82）を有し，相異なる送波周波数毎に得られた受波信号を別の信号収集手段に収集することを特徴とする請求の範囲第14項記載の連続波送受波型超音波撮像装置。
【請求項１６】
前記の相異なる送波周波数の数に等しい信号収集手段（81,82）を有し，相異なる送波周波数毎に得られた受波信号を別の信号収集手段に収集し，相異なる不連続な送波周波数毎に得られた受波信号を用いて個々に得られる画像データを用い，前記の相異なる送波周波数により得られる画像間の差分画像を構成する手段（90）を有することを特徴とする請求の範囲第14項記載の連続波送受波型超音波撮像装置。
【請求項１７】
圧電振動子（１）と，超音波を収束させる音響レンズ（３）とを具備し，検査対象（９）に対して超音波の送受波を行なう超音波変換器（10）と，該超音波変換器に送波信号を与える送波器（20）と，前記検査対象から反射された超音波を受信する受波器（50）と，前記送波信号により前記圧電振動子が励振された時点と前記励振により発生した超音波が前記音響レンズの焦点距離まで伝搬して反射し，再び前記圧電振動子まで伝搬して電圧に変換される時点までの時間差である遅延時間に比べて，前記超音波変換器の送波の持続時間が長くなるように制御する制御器（21）とを具備し，前記超音波変換器の送波する超音波は送波の周波数が一定の正弦波であって，基準試料に前記超音波変換器が超音波を送受波したときに前記受波器の出力が零となるように前記送波信号の振幅と位相を調整した参照信号と前記超音波変換器の出力信号の差分を，前記受波器は検出することを特徴とする連続波送受波型超音波撮像装置。
【請求項１８】
前記送波器と前記受波器の間に振幅と位相の調整器（30,40）が設けられ，前記受波器は前記調整器の出力信号と前記超音波変換器の出力信号の差分を検出し，前記調整器は前記基準試料に前記超音波変換器が超音波を送受波したときに前記受波器の差分出力が零となるようにあらかじめ設定されていることを特徴とする請求の範囲第17項記載の連続波送受波型超音波撮像装置。
【請求項１９】
前記超音波変換器を２次元実装したセンサユニット（12）を有することを特徴とする請求の範囲第１項，第８項から第11項，第14項，第17項の何れかに記載の連続波送受波型超音波撮像装置。
【請求項２０】
前記超音波変換器を２次元実装したセンサユニット（12）を有し，該センサユニットを所定の複数の数の超音波変換器からなる複数のブロック（13）に分けて，前記各ブロック内での前記各超音波変換器の送波，受波の周波数が，異なることを特徴とする請求の範囲第１項，第８項から第11項，第14項，第17項の何れかに記載の連続波送受波型超音波撮像装置。
【請求項２１】
前記受波器により受信された信号から，前記検査対象の内部の流体の流速を検出する手段（55,71,91）を有することを特徴とする請求の範囲第１項，第８項から第11項，第14項，第17項の何れかに記載の連続波送受波型超音波撮像装置。
【請求項２２】
請求の範囲第１項，第８項から第11項，第14項，第17項の何れかに記載の連続波送受波型超音波撮像装置に用いる連続波送受波型超音波プローブであって，該連続波送受波型超音波プローブの形状は棒状又は穿刺針（６）状をなし，前記超音波変換器の送受波する超音波の伝搬方向は前記連続波送受波型超音波プローブの軸に垂直な方向であって，生体表面に密着，又は生体内に挿入又は刺入した状態で前記走査機構により前記超音波変換器を軸方向，又は軸周囲の回転方向に走査し，前記音響レンズの焦点の軌跡のなす軸周囲の円筒面上の生体組織を計測することを特徴とする針状又は棒状の連続波送受波型超音波プローブ。
【請求項２３】
前記超音波変換器を複数個有し，前記各超音波変換器の送波，受波の周波数は，異なることを特徴とする請求の範囲第22項記載の連続波送受波型超音波プローブ。
【請求項２４】
前記超音波変換器を複数個有し，前記各超音波変換器の音響レンズは異なる焦点距離を有し，前記各超音波変換器が走査する軸方向，及び軸周囲の回転方向の視野には重複があることを特徴とする請求の範囲第22項記載の連続波送受波型超音波プローブ。
【請求項２５】
圧電振動子（１）と，超音波を収束させる音響レンズ（３）とを具備し，検査対象（９）に対して超音波の送受波を行なう超音波変換器（10）と，該超音波変換器に送波信号を与える送波器（20）と，前記検査対象から反射された超音波を受信する受波器（50,55,56）と，前記超音波変換器を所定の方向に走査する手段と，前記送波信号により前記圧電振動子が励振された時点と前記励振により発生した超音波が前記音響レンズの焦点距離まで伝搬して反射し，再び前記圧電振動子まで伝搬して電圧に変換される時点までの時間差に比べて，前記超音波変換器の送波の持続時間を長く，かつ送波の周波数が時間的に変化するように制御する制御器（21,105）とを具備し，前記超音波変換器の送波する超音波は，送波の周波数が２つの相異なる不連続な周波数間を周期的に交番する正弦波であって，正弦波の周波数の交番周期は，前記時間差の２倍に等しく，前記受波器は前記時間差と等しい時間だけ遅延させた前記送波信号を参照信号として前記反射された超音波信号を位相検波することを特徴とする連続波送受波型超音波撮像装置。
【発明の詳細な説明】
技術分野
本発明は，体内の臓器内部，臓器表面，体表面等の微細な組織性状を実時間で計測する連続波送受波型超音波撮像装置及び超音波プローブに関する。
背景技術
臓器に発生した病変を診断する生体検査方法（バイオプシ）が知られている。バイオプシでは，超音波撮像装置で体腔内の臓器を描出しながら，穿刺針を病変部迄刺入し，針の内部に関心部位の生体組織を採取し，採取した生体組織を鑑別して病名の診断を行なう。しかし，バイオプシでは生体組織を体外に摘出した後固定，薄切，染色して検査するため，診断に数週間程度を要する問題，採取した生体組織が生体内の生きた状態から変化する問題，立体的な画像の取得が困難である問題等があった。
上記の問題を解決するため穿刺針に超音波変換器を取り付けて，関心部位に穿刺針を直接刺入し，関心部位の組織性状を測定したり，周囲の生体組織を画像化する針状超音波プローブが提案されてきた。従来技術の針状超音波プローブとして，例えば，「針に凹部を設けて凹部の壁面に超音波変換器を設けたプローブ」（特公平４−78299号公報：第１の従来技術），「穿刺針の内針と超音波変換器を交換可能としたプローブ（特公平６−125号公報：第２の従来技術）」等がある。第１及び第２の従来技術の超音波プローブでは，超音波を用いて周囲の生体組織の音速，反射率等の音響特性を測定している。
また，プローブの周囲の生体組織の音響特性（音速，反射率）により，周囲の組織を画像化することを目的とした超音波プローブの例としては，例えば，「外針の一部に開口部を設けて内針の側面に実装した超音波変換器を開口部に露出させ，超音波変換器を走査するプローブ」（特公平５−9097号公報：第３の従来技術），「外針の先端から超音波変換器を実装した内針を露出させるプローブ」（（ウルトラソニックイメージング誌,15巻,1−13頁（Ultrasonic  Imaging,Vol.15,pp.1−13（1993）））：第４の従来技術）等が知られている。
第３及び第４の従来技術では，針の軸に垂直な平面，又は針の軸を含む平面の画像，いわゆるＢモード像を得る構成である。撮像に用いる超音波が高周波になる程，生体組織の吸収により超音波の侵達度は浅くなり，視野が狭くなるため,Bモード像を得る方法で用いられる超音波の周波数は約100MHz以下である。100MHz以上の高周波，高分解能の超音波変換器を用いた場合に生ずる，超音波の侵達度が浅く視野が狭くなる問題を回避するため，針の周囲の円筒形の面（曲面）の画像，いわば円筒型Ｃモードを得る方法が提案されている（特開平８−154936号公報等：従来技術５）。
第４及び第５の従来技術の超音波プローブでは，方位分解能を向上させるため，音響レンズを具備した超音波変換器を針の内部に備えている。送波電圧で励振された圧電振動子から発生した超音波が，音響レンズ材内を伝搬し収束され，音響レンズの焦点近傍に於いて反射され，反射信号を生じる。反射信号は逆の経路をたどって圧電振動子迄伝搬して，電圧に変換される。
音響レンズを用いて方位分解能を向上させる構成を用いる場合，深度方向（針の軸を中心とする径方向）の分解能を確保するため，送波はパルス波とするのが一般的である。パルス波を送波した場合，送波信号を反射する反射体の位置に応じて，反射信号が圧電振動子迄到達する迄の遅延時間に分布が生じる。即ち，遅延時間は深さ方向の位置情報を与える。
第４の従来技術では，遅延時間が深さ方向の位置情報を与えることを用いて深度方向の画像を得ている。また，第５の従来技術では，受波側で時間ゲートをかけて撮像面を設定している。即ち，ある一定の遅延時間の信号を検出して，針の軸から一定の距離にある円筒面を撮像している。何れにしても，遅延時間の近傍に時間ゲートをかけて生体組織内部からの反射信号を選択的に検出している。受波信号にかける時間ゲートは，受波信号と送波信号とを時間的に分離しており，受波器への送波の流入を防止している。
送波にバースト波を用いる方法は超音波顕微鏡等で知られている。パルス波では超音波変換器が十分に励振されない場合に，バースト波で励振することでS/Nを向上させる方法である。また，バースト波の使用により，音響レンズ材内の多重反射と反射信号とを干渉させ，深度分解能を向上させる方法も知られている。
バースト波の使用によりS/N,又は深度分解能を向上させる方法に於けるバースト波の持続時間は，送波から反射信号の到達迄の遅延時間に比べ（多くの場合十分に）短くとっている。受波側で時間ゲートを設け，送波と受波とを分離することはパルス波の場合と同様である。
生体組織の性状から組織の鑑別を行なうには細胞レベルの方位分解能が必要である。周知の如く，超音波の周波数が高くなると，超音波の波長が短くなり方位分解能が向上するが，生体組織による超音波の吸収も大となる。超音波の吸収が大となる結果，反射信号の強度が顕著に減少し,S/Nが低下する問題があった。第21図に，腎臓と肝臓の吸収による振幅の減衰を示すが，明らかに,100MHz以上の周波数領域で吸収が顕著になる。
なお，第21図は，文献“Physical  principles  of  medical  ultrasonics"の第４章の図4.10（第176頁）を参考にして得た図である。
第１及び第２の従来技術の針状超音波探触子の構成では，測定点が１点のみであり，診断に十分な情報が得られない問題があった。また，第３及び第４の従来技術のＢモード像を得る構成では,100MHz以上の高周波超音波は吸収が大きいために,100MHz以上の高周波超音波を用いることが困難であり，細胞レベルの分解能を実現できない問題があった。
第５の従来技術の針周囲の円筒面をＣモードで撮像する方法では,100MHz〜200MHzの周波数の超音波の使用が可能となり，分解能は10μｍ程度迄向上するが,10μｍ程度の分解能は細胞の大きさと同じ程度である。更に高い分解能で生体組織の性状を観察するには,400MHz程度の超音波の使用が望ましい。400MHz程度の超音波を用いた時，生体組織による超音波の吸収も大となるため，超音波の吸収を補う程度以上に送信信号の強度を大幅に向上させ,S/Nを確保する必要がある。
発明の開示
以下，本発明に於ける「遅延時間」とは，「圧電振動子が送波電圧により励振された時点と，励振により発生した超音波が音響レンズの焦点距離迄伝搬して反射し，再び圧電振動子迄伝搬して電圧に再変換される迄の時点の時間差である」と定義する。
本発明の目的は，体内の臓器内部，臓器表面，体表面等のより微細な組織性状を，受信信号強度及び方位分解能を向上させて実時間で抽出して診断を容易とする連続波送受波型超音波撮像装置及び超音波プローブを提供することにある。本発明の新規な特徴は，本明細書の記述及び添付図面により明らかにされる。
本発明の代表的な構成の概要を次ぎに説明する。
受信信号強度及び方位分解能を向上させるために連続波の超音波を検査対象に送波する構成とする。一般に，雑音Ｎが一定の場合,S/Nは送受波の波数の平方根に比例する。即ち，送受波の波数が多い程，信号強度は大となるため，送波された超音波が検査対象から反射して圧電振動子到達する迄の遅延時間に比べ，連続波の超音波の送波の持続時間を十分長くする点が先に説明した従来の技術（特にバースト波を用いる方法）と異なる。
持続時間が十分に長い連続波の超音波を用いる場合，受波信号に時間ゲートをかけることができず，受波信号に比べて100倍から1000倍程度大きい送波信号が受波器に流入する問題がある。本発明では，送波信号が受波器に流入する問題を解決するため，送波の周波数を周波数変調して，送波と受波の周波数とを常に異ならせて送波信号と受波信号とを分離する。周波数による超音波の送受分離，送波周波数の変調の詳細は後述する。
本発明を，特に，第５の従来技術に類似の円筒面Ｃモード撮像を行なう針状超音波プローブに応用する場合について考察する。従来技術では，前述の如く受波信号に時間ゲートをかけて撮像面を設定していた。本発明では，音響レンズの焦点域により撮像面を設定する。即ち，音響レンズの焦点近傍に一定の焦点深度があり，反射信号は専ら音響レンズの焦点深度内から発生すると考えて良い。従来技術の時間ゲート法に比べて焦点深度の設定の自由度は劣るが，音響レンズの形状により撮像面を決定できる。
パルス波を用いる従来の技術では，深度方向分解能はパルス波の時間分解能に依存する。即ち，パルス波の周波数帯域はできるだけ広くとる必要があった。周波数帯域を広くとるため音響レンズの焦点には色収差が生じ，色収差が方位分解能を劣化させる一因となっていた。本発明では，送波として連続波を用いるので狭帯域であり，色収差が低減し方位分解能が向上し，受波器の周波数帯域も狭くでき白色雑音が低減し，白色雑音の低減によってもS/Nの向上が可能となる。
従来技術では，焦点深度の範囲内で時間ゲートを設定すると，深さの異なる複数の撮像面の画像を取得可能であった。本発明では，原理上，音響レンズに依存して撮像面が決定される。
本発明では，撮像面が音響レンズにより決定され，診断の上で深さの異なる複数の撮像面が必要な場合，即ち，完全な３次元ではないが，複数の撮像面が得られる2.5次元程度の立体的な画像が必要な場合には，焦点位置の異なる音響レンズを持つ複数の超音波変換器を１つの超音波プローブ内に設け，複数の超音波変換器を用いて深さの異なる複数の撮像面の画像を得る構成とする。この構成では，超音波変換器間の相互干渉を防ぐため，各々の超音波変換器の送波，受波のタイミングを全て互いに異ならせて設定し，生体組織の立体的な構造を描出できる。
本発明では，送波の周波数を周波数変調して，送波の周波数変調により送波は少なくとも２つ以上の周波数，例えば，周波数f1とf2との間を交番させる構成とする。周波数f1,f2間を交番させて受波信号を収集する際，周波数f1により得られた信号と周波数f2により得られた信号は各々別のデータ収集装置に収集され，相異なる周波数による画像（f1像,f2像）を別個に得ることができる。生体組織の音響特性は一般に周波数に依存し，例えば，超音波吸収の大きい組織では，低周波で得た画像と高周波で得た画像の間で信号強度の差が大となる。従って,f1像とf2像との間の差分像から，生体組織の超音波吸収度分布を得ることができる。差分像が単一周波数で得た超音波吸収度分布よりも信号強度の差異が明瞭であり，より高次の組織性状を描出して診断が容易となる効果がある。
本発明を要約すると以下の通りである。十分な方位分解能が得られる高周波の連続波を送波超音波として，連続波の周波数は矩形波的に交番し，周波数変調されている。周波数変調の交番周期は，圧電振動子に信号電圧を印加した時点から，圧電振動子から出た超音波が焦点（検査対象）から反射して圧電振動子に到達する迄の遅延時間ｔの２倍（2t）に設定する。更に，送波に遅延時間と等しい遅延を付与して参照信号とし，送波と受波の混在する信号をロック・イン（lock−in）検波により，被検体からの反射信号を選択的に検出する。単位時間当りの送受波の波数が増加する結果，連続波の超音波の検査対象への照射により，例えば，細胞レベルの高分解能で生体組織を撮像する場合にS/Nが向上する。
【図面の簡単な説明】
第１図は，本発明の第１の実施例の装置構成を示すブロック図である。
第２図は，本発明の第１の実施例に於ける送波電圧の時間変化を示す図である。
第３図は，本発明の第１の実施例に於ける送波と受波の混在信号の周波数特性を示す図である。
第４図は，本発明の第２の実施例の装置構成を示すブロック図である。
第５図は，本発明の第２の実施例に於ける送波周波数の時間変化を示す図である。
第６図は，第５図の一点鎖線で示した時間に於ける送波と受波の混在信号の周波数特性を示す図である。
第７図，第８図は，本発明の第２の実施例に於ける連続波を送波する例での送波周波数と受波周波数の時間変化を示す図である。
第９図は，本発明の第３の実施例の装置構成を示すブロック図である。
第10図は，本発明の第３の実施例於ける送波電圧の時間変化を示す図である。
第11図は，本発明の第３の実施例の送波と受波の混在信号の周波数特性を示す図である。
第12図は，本発明に於ける連続波を送波する超音波撮像方法のS/Nの改善効果を説明する図である。
第13図は，本発明に於ける方位分解能と焦点深度の中心周波数依存性を示す図である。
第14図は，本発明の連続波を送波する超音波撮像方法を針状超音波プローブに適応した第４の実施例の構成を示す図である。
第15図は，本発明の第４の実施例の他の構成を示す断面図である。
第16図，第17図は，本発明の第４の実施例の針状超音波プローブの動作例を説明する図である。
第18図は，本発明を針状超音波プローブ以外の構成に用いた第５の実施例の概略構成を示す図である。
第19図は，本発明の第５の実施例に於けるセンサ部の下面を示す図である。
第20図は，本発明の第５の実施例に於いて，複数の圧電振動子からなる複数のブロックに分画した超音波変換器の構成を示す平面図である。
第21図は，生体組織の吸収による振幅の減衰特性を示す図である。
第22図は，本発明の第６の実施例に於ける，血流等の体液の動態を計測する装置の構成例を示す図である。
第23図は，本発明の第６の実施例に於ける，送受波の周波数の関係を例示する図である。
発明を実施するための最良の形態
以下，図面を参照して，本発明の実施例を詳細に説明する。なお，各実施例を説明する全図に於いて，同一機能を有する部分には同一符号を付け，繰り返しの説明は省略する。
（第１の実施例）
第１図は，第１の実施例の連続波送受波型超音波撮像装置の概略構成を示すブロック図，第２図は，第１の実施例に於ける送波電圧の時間変化を示す図であり，送波周波数は周波数が一定（f0）の正弦波である。第３図は，第１の実施例に於ける送波と受波の混在信号の周波数特性を示す図である。
第１図に於いて，超音波変換器10の音響レンズ３は，被検体，例えば,in  vivoの生体組織９に直接接触している。圧電振動子１は，送波器20により発振される連続した正弦波を超音波に変換する。制御器21は，遅延時間に比べて，超音波変換器10による送波の持続時間が長くなるように，送波器20を制御する。音響レンズ材２を伝搬した超音波は，音響レンズ３により収束されて被検体内部に焦点を結ぶと共に伝搬の行路上で反射される。反射波は圧電振動子１で電圧に再変換され，受波器である差動増幅器50に入力される。なお,46は送受波を行なう信号線である。
第１図に示す構成では，音響レンズ３の焦点は，超音波の強度，即ち音圧の半値幅で定義される焦点深度をもっており，反射波は専ら焦点深度の範囲内からの反射波と考えて良い。従って，超音波変換器10を超音波の送受波方向（第１図では上下（ｚ）方向）に垂直な平面内で機械的にｘ方向,y方向に走査して，走査に伴う音響レンズ３の焦点の軌跡のなす平面５の超音波反射率の分布画像を得ることができる。
第１図に示す構成では，送波器20からの送波も受波器である差動増幅器50に受波と同時に流入する。第１の実施例では，第３図に示すように送波と受波の周波数は常に同一であり，送波は一般に受波に比べて100倍から1000倍程度大きいため，受波の障害となる。第１図に示す構成では，送波と受波の周波数が等しいため，以下のようにして受波を抽出する。被検体の超音波反射率の計測に先立って，生理食塩水等の基準試料を用いて受波器である差動増幅器50の出力が０となるよう振幅調整器30,位相調整器40を調整しておく。即ち，差動増幅器50のＡ端子に流入する送波信号と同等の信号が，差動増幅器50のＢ端子に入力するようにして，被検体の超音波反射率を計測することにより差動増幅器50の出力として専ら生体内部からの反射信号を検出できる。第１図に示す構成では，受波器は送波信号の振幅と位相を調整した参照信号と超音波変換器の出力信号の差分を検出する。
超音波変換器10を機械的にｘ方向,y方向に走査して，各々の走査位置で必要な時間だけ走査を停止して送受波を行ない，送受波の結果得られた受波器である差動増幅器50の出力を検波器60で検波した後，積分器70で積分して十分なS/Nを得ることができる。また，受波器である差動増幅器50の周波数帯域は送波の周波数に合わせて十分狭くでき白色雑音を低減できる。音響レンズの焦点で反射しされた超音波のうち，音響レンズ材２の内部で多重反射して遅れて受波される信号も全て受信でき，更にS/Nが向上する。積分器70の出力は，データ収集装置80に収集され，更に，信号処理装置90で信号処理され，信号処理の結果は表示装置95に表示される。
（第２の実施例）
第１の実施例は構成が簡単である利点があるが，差動増幅器50に十分なダイナミックレンジが要求される。以下，送波と受波の周波数を常に異ならせて設定し，周波数により送受分離を行ないダイナミックレンジを確保する第２の実施例（第４図）について説明する。なお，焦点域により撮像面を設定する構成，受波の周波数帯域を十分狭くして白色雑音を低減できる等の効果は全て第１の実施例（第１図）と同様であるので，第１の実施例（第１図に）に於いて既に説明した事項は省略し，以下では，送受分離の方法について説明する。
第４図は，第２の実施例の連続波送受波型超音波撮像装置の概略構成を示すブロック図であり,15は周波数変調器,35は，送波に遅延時間ｔを付与して参照信号を生成する遅延回路,55は受波器であるロック・イン増幅器（Lock−in−Amp）である。遅延時間に比べて，超音波変換器10による送波の持続時間が長くなるように，送波器20を制御器21により制御する代わりに，制御器21により周波数変調器15を制御して，遅延時間に比べて，超音波変換器10による送波の持続時間が長くなるよう制御しても良い。第５図，第６図，第７図，第８図は，何れも送波を周波数変調して周波数による送受分離をする例を説明する図である。第５図は，第２の実施例に於ける送波周波数の時間変化を示す図，第６図は，第５図の一点鎖線で示した時点に於ける送波と受波の混在信号の周波数特性を示す図である。第７図，第８図は，第２の実施例に於ける連続波を送波する超音波撮像動作例を示す図である。
第２の実施例では，超音波変換器の共振周波数（中心周波数）f0をはさむ２つの周波数f1とf2との間で矩形波的に交番する周波数を与えるように周波数変調して送波を行なっている。第２の実施例で，圧電振動子１への信号電圧の印加時点と，超音波が焦点から反射して圧電振動子１に到達する迄の時点の時間差（遅延時間）をｔとすると，周波数変調の交番周期を2tに設定する。
即ち,f1,f2は各々時間ｔ（遅延時間）だけ持続して交番する。第２の実施例では，送波の周波数がf1の時，常に受波の周波数はf2であり，逆に送波の周波数がf2の時，常に受波の周波数はf1である。第６図に示すように，送受波の周波数は常に異なるので，送波に遅延時間ｔを付与して参照信号とし，送波と受波の混在する信号をロック・イン（Lock−in）検波して，専ら反射信号のみを検出できる。
例えば，周波数f0が400MHzの場合，周波数f1とf2との差が1MHz程度とすると,f1とf2とを十分に分離でき，周波数f1による画像と周波数f2による画像に差は殆どないと考えて良い。送波の周波数変調は矩形波的ではなく正弦波的な周期変化でも良いが，交番時に送受の周波数が接近するため，送受波の分離が悪くなる問題がある。
第５図，第６図では最も簡単な例を示したが，一般化すると，送波の周波数の交番周期，又は送波の周期的な変化の周期をT,遅延時間をｔとする時,T＝2t/（2n−１）（ｎは自然数）と設定し，更に，受波器は，（2n−１）T/2,又はｔ（遅延時間）と等しい時間だけ遅延させた送波信号を参照して，第１の実施例と全く同じ効果が得られる。
第７図は，送波の周波数変調の別の例であり，送波と受波の混在信号の周波数が，時間的に変化する様子を示すグラフである。送波の周波数を連続的に変化させる周波数変調の場合（第７図）でも，送波に遅延時間ｔを付与して参照信号とし，送波と受波の混在する信号をロック・イン（Lock−in）検波して専ら反射信号のみを検出できる。参照信号の周波数の時間変化は第７図に示す受波の周波数の時間変化と同じである。
第７図に示す送波の周波数変調の例では，送波の周波数変調の周期をｔ（遅延時間）に合わせて設定する必要がなく，送波の周波数の設定が容易である利点がある。第７図に示す送波の周波数変調の例を変形して，第８図に示すように，周波数の変化を階段状にして，送波の周波数変調をしても良い。第８図に示す送波の周波数変調の例では，ロック・イン（Lock−in）検波が容易になる利点がある。第８図に示す送波の周波数変調の例では，送波の周波数と受波の周波数との一致を防ぐため，送波及び受波の各周波数の持続時間は遅延時間ｔより短くとる必要がある。送波に遅延時間ｔを付与した参照信号の周波数の時間変化は第８図に示す受波の周波数の時間変化と同じである。
（第３の実施例）
第９図は，第３の実施例の連続波送受波型超音波撮像装置の概略構成を示すブロック図であり,8は共振周波数の低い圧電振動子,56はノッチフィルタ（受信器）である。制御器21は，遅延時間に比べて，超音波変換器10による送波の持続時間が長くなるように，送波器20を制御する。
第３の実施例では，単一の周波数f0で連続的に送波し，超音波変換器10をf0に比べ十分低周波の周波数で振動させている。第３の実施例では，超音波変換器10の低周波振動のために反射波にドップラーシフトが生じ，反射波の周波数が送波の周波数からずれる。反射波の周波数が送波の周波数からずれるので，第９図に示すように，送波信号を参照信号とするノッチフィルタ56を用いて送波周波数を除去して送波を分離できる。
第10図は，第３の実施例の送波電圧の時間変化を示す図であり，送波周波数は周波数が一定（f0）の正弦波である。また，第11図は，第３の実施例の送波と受波の混在信号の周波数特性を示す図であり，受波の周波数がドップラーシフトのためにずれ，送波周波数f0を中心に分布している様子を示す。
針状超音波プローブの場合には，針の固有振動があるため，固有振動を超音波変換器10の低周波振動に用いることもできる。超音波変換器から被検体内に送波され焦点で反射された音波は，ドップラーシフトを起こすが，被検体内に送波されずに音響レンズ材２の内部だけで多重反射した音波（第３の実施例ではノイズとなる）はドップラーシフトを起こさない。従って，多重反射した音波（ノイズ）は送波同様にノッチフィルタ56で除去できる点が，ドップラーシフトを用いる方法の利点である。
次ぎに，本発明によるS/Nの改善効果について，本発明の方法を針状超音波プローブに応用した場合を例にとり簡単に考察する。簡単のために，検出した信号の検波，積算,A/D変換，データ収集装置への転送時間等は一切無視し，信号の送受波時間だけを考慮する。針状超音波プローブで100×100＝10000ピクセルの画像を１分〜２分で取り込むと仮定する。
即ち，針状超音波プローブは100×100＝10000点を機械的にｘ方向,y方向に走査し,100×100＝10000点の各々の点で送受波を行ない信号を取り込む。仮に,1画面を100秒で撮像すると仮定すると,1点当りの送受波に占有できる時間は10msecである。パルスを送波する従来法でも針状超音波プローブの走査を一定時間停止させて送受波を繰り返し，受波を加算してS/Nの向上ができる。
しかし，時間的に送受を分離するため，受波が完了する迄次の送波を実行できない。受波の尾引き，及び多重反射による信号遅延の影響もあるため，遅延時間ｔを１μsecと仮定すると，送波間隔は最低限,1μsecの倍の２μsec程度とする必要がある。従って，従来法では,10msecの間での送受波の波数は5000が限界である。
一方，本発明では，例えば，送波周波数400MHzの時，周期は2.5nsecであるから,10msecの間で送波可能な波数は4000000となる。S/Nが波数の平方根に比例すると近似すると，従来法の限界値と比較すると,S/Nの向上は約30倍
0003583789.tif 000002
である。従来法では,5000回の加算は現実的ではなく，加算数は通常最大100回程度である。加算回数100回と比較すると,S/Nの向上は200倍
0003583789.tif 000003
である。本発明では，送波周波数が高い程，単位時間当たり波数が増大し,S/Nの改善効果は大となる。
第12図は，本発明に於ける連続波を送波する超音波撮像方法のS/Nの改善効果を説明する図である。
第12図に於いて，横軸は超音波変換器の共振周波数（中心周波数）ｆを示し，縦軸はS/Nを示している。送受波の波数が１の時のS/Nを基準（S/N＝１）として，従来法（100回加算の場合,S/N＝10），従来法の限界
0003583789.tif 000004
本法（本発明の方法）でのS/Nを示している。従来法では,S/Nは送波周波数に依存しないが，本発明では,S/Nは送波周波数と共に増大する。
本発明では，前述の如く，撮像面の深さ（音響レンズからの距離）は音響レンズの焦点距離により決定され，撮像面の厚さは音響レンズの焦点深度ｄにより決定される。音速v,中心周波数f,レンズのＦ値（焦点距離の音響レンズの直径に対する比）を用いて，方位分解能はｒ＝Ｆ（v/f）から，焦点深度はｄ＝2F2（v/f）から計算される。
第13図は，本発明に於ける方位分解能ｒと焦点深度ｄの中心周波数依存性を示す図である（ｖ＝1500m/s,F＝１としている）。
第13図から，中心周波数400MHzでは，方位分解能ｒは約４μm,焦点深度ｄは7.5μｍである。生体検査方法（バイオプシ）で作製する組織切片に比較すると，焦点深度ｄで定義される撮像面の厚さは，若干厚めだが十分実用的な値である。勿論,F値の小さい音響レンズを用いると撮像面の厚さの値は小さくできる。
（第４の実施例）
次に，本発明の連続波を送波する超音波撮像方法を針状超音波プローブに適応した第４の実施例について説明する。本発明は，針状超音波プローブへの適用に限定されず，先端の丸い棒状の超音波プローブにも適用でき，更に，超音波顕微鏡型等の全く別の装置形態にも適用できる。
第14図は，本発明の連続波を送波する超音波撮像方法を針状超音波プローブに適応した第４の実施例の概略構成を示すブロック図である。第14図は，生体組織９の内部で，外針７の先端から超音波変換器10を搭載した内針６を露出させた状態の針状超音波プローブの断面図を示す。
超音波変換器10は，金（Au）の電極に挟まれた酸化亜鉛（ZnO）からなる圧電振動子1,サファイア製の音響レンズ材2,F値１の音響レンズ３から構成される。圧電振動子１の共振周波数は，例えば,400MHzとする。音響レンズ３は，生体組織９に直接接触している。内針６は駆動装置100により，第14図に矢印で示すように，針の軸周囲の回転方向，及び軸方向に移動動作する。針の移動動作に伴って音響レンズ３の焦点は，生体組織９の内部に円筒形の軌跡を描き，円筒形の軌跡が撮像面（曲面）５である。なお，制御装置105は，超音波プローブの内針６の駆動装置100による機械的走査（メカニカルスキャン）と，超音波の送受波のタイミング等の制御を行なう。制御装置105が，遅延時間に比べて，超音波変換器10による送波の持続時間が長くなるように送波器20の制御を行なうが，送波器20又は周波数変換器15を図示しない制御器21により行なう構成としても良い。
本発明の主要部分である送受波部分は，第1,第2,第３の実施例の何れの構成を使用しても良い。第14図に示す構成は，第２の実施例（第５図，第６図）の構成に類似の構成を使用し，更に，新たな機能を付加した構成例を示す。第２の実施例（第５図，第６図）の構成では，交番する送波の周波数f1とf2との差は1MHz程度として，周波数f1による像と周波数f2による像には殆ど差がないと考えて，周波数f1,f2の送波による反射信号を使用して画像を得る。
第14図示す例では，例えば，周波数f1は350MHz,周波数f2は450MHzとして，周波数の差をあえて大として，周波数f1による画像と周波数f2による画像とを別個のデータ収集装置81,82に格納している。生体組織９の音響特性（反射率，吸収率，音速等）は一般に周波数により異なり，音響特性の周波数による差は，組織の性状毎に異なると考えられる。
従って，周波数f1による画像とf2による画像との間の差分像は，生体組織９の音響特性の分布を際立たせ，組織性状をより明瞭に示す効果がある。第４の実施例では，画像処理装置90により,f1による画像データとf2による画像データに，必要に応じて補正（送信を高周波にする程，受信信号の強度が小さくなるので，周波数f1,f2の何れか一方の周波数による画像データに変換する）を加え,f1による画像とf2による画像との間の差分像を描出できる。f1による画像,f2による画像，差分像は，表示装置95に表示される。勿論，必要に応じてf1画像とf2画像を個別に表示したり,f1画像とf2画像との単純な加算像を求めて表示しても良い。
第４の実施例では，音響レンズ３の焦点距離により撮像面の深さ（音響レンズからの距離）が決定され，撮像面の厚さは音響レンズの焦点深度ｄにより決定される。従って，第４の実施例では，撮像面が一定となり，深度方向の複数の面を撮像して立体的な画像を構成できず，時間ゲートにより複数の撮像面が設定できる従来法に比べて劣る。
第15図は，第４の実施例の他の構成を示す断面図である。第15図では，簡単のためプローブの断面のみを示し，その他の構成は，第14図の構成と同じである。第15図に示す構成では，深度方向の複数の面を撮像して立体的な画像を構成できる。異なる焦点距離を各々持つ音響レンズを有する複数の超音波変換器（10,10',10"）が内針６の先端近傍の側面に配置される。各超音波変換器により互いにほぼ重なる視野を撮像して，深さが少しづつ異なる複数の撮像面（5,5',5"）の画像を得る。なお,45は送受波を行なう３本の信号線の束である。信号線の束45の各信号線は，信号線46（第１図，第４図，第９図，第14図）に対応し，信号線の束45の各信号線に送受波のための回路（21,20,30,40,50（第１図）:21,20,15,35,55（第４図）:21,20,56（第９図）:20,15,35,55（第14図））が接続される。
複数の超音波変換器を使用して，従来法と同程度の立体画像を得ることが可能となる。勿論，各超音波変換器（10,10',10"）の焦点距離を同一とすると，同一撮像面の撮像時間を短縮できる構成となる。複数の超音波変換器を用いる場合には，超音波変換器間の相互干渉が問題となるが，本発明の撮像装置では，相互干渉の問題を容易に解決できる。即ち，従来の撮像方法では，各々の送受波は周波数帯域の広いパルス波であり，同時に送受波しながら相互干渉を防止することは難しい。
第４の実施例では，任意の時点で，各超音波変換器の送波と受波を全て互いに異なる周波数に容易に設定できる。
第16図，第17図は，各超音波変換器（10,10',10"）での，送波と受波の周波数を全て互いに異ならせる方法を示す図であり，送受波の周波数の時間変化を示す図である。第16図は，異なる周波数で連続的な周波数変調を行なう例を示す図，第17図は，各々の送波を異なる周波数の間で交番させ周波数変調する例を示す図である。第16図では，周波数変調は周期Ｔで繰り返すが，周期Ｔが遅延時間ｔに比べて十分に大きいとすると，送受波の分離には影響を与えない。第16図，第17図に於いて，実線は，各超音波変換器（10,10',10"）での送波のタイミングを示し，点線は，送波に遅延時間ｔを付与して参照信号とし，送波と受波の混在する信号をロック・イン（Lock−in）検波して，専ら反射信号のみを検出する受信のタイミングを示す。第16図，第17図に於いて，受波の周波数の時間変化は，送波に遅延時間ｔを付与した参照信号の周波数の時間変化と同じである。
（第５の実施例）
第18図は，本発明を針状超音波プローブ以外の構成に用いた第５の実施例の概略構成を示す図であり，連続波を送波する超音波撮像方法を２次センサに適用した例である。第18図では，簡単のためプローブのみを示し，その他の構成は，第14図の構成と同じである。
第18図は，超音波プローブの外観図を示し，超音波変換器を２次元実装したセンサユニット12を，生体組織９の表面，例えば，体表面に接触させて，体表面下の平面（撮像面５）の画像を得る超音波プローブである。なお,45は信号線の束である。信号線の束45の各信号線は，信号線46（第１図，第４図，第９図，第14図）に対応し，信号線の束45の各信号線に送受波のための回路（21,20,30,40,50（第１図）:21,20,15,35,55（第４図）:21,20,56（第９図）:20,15,35,55（第14図））が接続される。
第19図は，第５の実施例に於けるセンサ部の下面を示す図であり，超音波変換器10の音響レンズ３が２次元配列されていることを示す。第19図では，直径1mmの音響レンズ３を持つ50×50＝2500個の超音波変換器10が直交する２方向に配列された例を示す。各音響レンズ３は，例えば,2mmの等しい焦点距離を有し，焦点距離により撮像面５（第18図）を規定する。第19図に示す2500個の超音波変換器の全てを互いに異なる周波数で送受波するのは困難である。
第20図は，第５の実施例に於いて，複数の圧電振動子からなる複数のブロックに分画した超音波変換器の構成を示す平面図である。
2500個もの超音波変換器の全てを互いに異なる周波数で送受波するのは困難であるので，第20図に示すように,10×10＝100個の超音波変換器からなる５×５＝25個のブロック13に分画する。各ブロック13の大きさは10mm×10mmである。使用する周波数帯を100MHz〜200MHzとすると，第17図に説明した送受波と同様の方法で,1ブロック内の100個の超音波変換器で行なう送波と受波に，各々500kHzづつ異なる周波数を割り当てることができる。
１ブロック内の100個の超音波変換器に割り当てる周波数は全て互いに異なる。各ブロック内の100個の超音波変換器に周波数を割り当てる時，各ブロック内の100個の超音波変換器の配列と周波数の割り当ての関係を同一とすることにより（即ち，各ブロック内の100個の超音波変換器に割り当てる周波数の配列を同一とする），隣接ブロック間で同一周波数を用いる超音波変換器間の距離は少なくとも10mmとなる。第20図に於いて，各ブロック13に示す丸印は,100MHz〜200MHzの範囲にある周波数f0が割り当てられた超音波変換器の位置を示し，これら位置は，ブロックの１辺と同じ10mmの間隔で配列している。
生体組織９の吸収を考えると，特定の超音波変換器と10mm以上離れた超音波変換器との間での相互干渉は，特定の超音波変換器から2mmの距離離れた超音波変換器の焦点からの信号に比べて無視できる程小さい。第５の実施例では，視野は50mm×50mmであるが，ブロック13の数を増大して視野が拡大できる。
第５の実施例では，超音波変換器の配列密度により方位分解能が制限される問題はあるが，センサを機械的に走査する必要がなく短時間で撮像できる利点がある。
（第６の実施例）
次に，本発明を血流等の検査対象の内部の体液（流体）の動態を計測する方法に適用する例について説明する。計測対象が，超音波変換器に速度ｖで近づく場合，送波周波数F1とドップラーシフトを受けた受波の周波数F2の関係は,cを音速，ドップラ遷移周波数をDfとする時,F2＝F1（１＋（2v/c））,Df＝F2−F1で与えられる。毛細血管中の血流速度は,v＝1mm/sec程度であり，代表的な値として,F1＝400MHz,c＝1500m/secとすると,Df＝530Hzである。即ち，受波の周波数が遅延時間ｔ以前の送波周波数と異なる時，送波の焦点位置で流速（血流または細胞外液の流れ）を持つ流体が存在することが分かる。
第22図は，第６の実施例に於ける，血流等の体液の動態を計測する装置の構成例を示す図である。第22図に於いて，検波に用いるロックイン検波器（受波器）55は2kHz程度の周波数帯域を持つものとする。受波信号をロックイン検波してS/Nを上げた後，高精度の周波数分析器71で周波数を計測して，測定位置での血流速度（流速）を検出できる。なお，第22図に示す構成は，第２の実施例（第４図）の構成に，更に，周波数分析器71,信号処理装置91を付加している。制御器21により，送波器20又は周波数変調器15を制御して，遅延時間に比べて，超音波変換器10による送波の持続時間が長くなるようにする。
第23図は，血流等の体液の動態を計測する方法に於ける，送受波の周波数の関係を例示する図である。第６の実施例では，送波と受波との周波数は，常に1MHz程度異なるように設定されており,Df＝530Hz程度の周波数遷移は全く問題にならない。従って，送波を遅延させた参照信号の帯域内で受波を行ない，受波の周波数が遅延時間ｔ以前の送波周波数と異なる時，送波の焦点位置で流速（血流または細胞外液の流れ）の存在が検出されることになる。流速が検出された時間域を第23図に示す。
検出された流速の情報は，第22図に示す信号処理装置90とは別の信号処理装置91により，公知の擬似カラー法を用いて色彩情報等に変換され，得られた撮像面５の画像上に重ねて表示装置95表示される。
以上の説明では，第２の実施例の第７図に示す送受波を例にとって説明したが，第２の実施例の第５図，第８図に示す送受波に適用しても同様に血流等の体液の動態を検出できる。
以上，実施例に基づいて本発明を具体的に説明したが，本発明は，実施例に限定されず，本発明の主旨を逸脱しない範囲で種々変更できることはいうまでもない。
本発明の代表的な構成により得られる効果を簡単に次ぎに説明する。
（１）連続波の使用により，送受波の波数が大幅に増加し,S/Nを向上できる。例えば,400MHzの針状超音波プローブを例にとって近似的に計算すると,S/N向上の効果は従来法の限界値と比較して約30倍である。
（２）受波の周波数帯域を狭くでき，時間的に遅れた信号も受信できる等の効果があり，更にS/Nを向上できる。
（３）周波数帯域の狭い超音波の使用により，色収差がなくなり方位分解能を向上できる。
（４）異なる周波数での音響特性の差を容易に画像化できる。
（５）立体的な画像を得る等の目的で複数の超音波変換器を用いても各超音波変換器の送受波の周波数を異なる値に設定でき，相互干渉が起こらない。
最後に，各図で使用した符号の説明をまとめておく。１は圧電振動子,2は音響レンズ材,3は音響レンズ,5,5',5"は撮像面,6は内針,7は外針,8は共振周波数の低い圧電振動子,9は生体組織（被検体）,10は超音波変換器,12はセンサユニット,13は複数の圧電振動子からなるブロック,15は超音波変換器,20は送波器,21は制御器,30は振幅調整器,35は遅延回路,40は位相調整器,45は信号線の束,46は信号線,50は差動増幅器,55はロック・イン増幅器（Lock−in−Amp）,56はノッチフィルタ,60は検波器,70は積分器,71は周波数分析器,80,81,82はデータ収集装置,90は信号処理装置,91は信号処理装置,95は表示装置,100は駆動装置,105は制御装置である。
【図２】
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【図３】
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【図１】
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【図５】
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【図６】
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【図４】
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【図１０】
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【図７】
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【図８】
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【図１９】
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【図９】
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【図１１】
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【図１３】
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【図１２】
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【図１５】
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【図１４】
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【図１７】
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【図１６】
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【図１８】
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【図２０】
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【図２１】
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【図２２】
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【図２３】
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