JP2002143157A - 超音波診断装置 - Google Patents
超音波診断装置Info
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Abstract
(57)【要約】
【課題】本発明は、連続波の超音波の送受信により得ら
れた血流情報をスペクトラム表示する連続波（ＣＷ）ド
プラ法の機能を有する超音波診断装置に関し、スペクト
ラムの解析精度を低下させることなく、より高速な血流
の観測を可能とする。 【解決手段】Ａ／Ｄ変換器６のサンプリング周波数が、
所定の周波数範囲幅ｆsの２倍の周波数２ｆsであって、
かつハイパスフィルタ１０と周波数解析器７との間に、
ハイパスフィルタの出力データを１個おきに間引くこと
により所定の周波数範囲幅ｆsと同一のサンプリング周
波数ｆsのデータ列を生成して周波数解析器７に入力す
る間引き回路１２を備えた。
れた血流情報をスペクトラム表示する連続波（ＣＷ）ド
プラ法の機能を有する超音波診断装置に関し、スペクト
ラムの解析精度を低下させることなく、より高速な血流
の観測を可能とする。 【解決手段】Ａ／Ｄ変換器６のサンプリング周波数が、
所定の周波数範囲幅ｆsの２倍の周波数２ｆsであって、
かつハイパスフィルタ１０と周波数解析器７との間に、
ハイパスフィルタの出力データを１個おきに間引くこと
により所定の周波数範囲幅ｆsと同一のサンプリング周
波数ｆsのデータ列を生成して周波数解析器７に入力す
る間引き回路１２を備えた。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は超音波ドプラ法によ
り被検体内の血流などの情報を得る機能を有する超音波
診断装置に関するものであり、特に連続波の超音波の送
受信により得られた血流情報をスペクトラム表示する連
続波（ＣＷ）ドプラ法の機能を有する超音波診断装置に
関する。
り被検体内の血流などの情報を得る機能を有する超音波
診断装置に関するものであり、特に連続波の超音波の送
受信により得られた血流情報をスペクトラム表示する連
続波（ＣＷ）ドプラ法の機能を有する超音波診断装置に
関する。
【０００２】
【従来の技術】超音波ドプラ法により被検体、特に生体
内の血流などの速度を計測して表示する機能を持った超
音波診断装置が公知であり、超音波ドプラ法のうち連続
波ドプラ法は連続波の超音波を被検体内に放射し、血流
などの運動体からの反射波が、運動によって生ずるドプ
ラ偏移を受けることを利用して、運動体の速度や、方向
を求める装置である。
内の血流などの速度を計測して表示する機能を持った超
音波診断装置が公知であり、超音波ドプラ法のうち連続
波ドプラ法は連続波の超音波を被検体内に放射し、血流
などの運動体からの反射波が、運動によって生ずるドプ
ラ偏移を受けることを利用して、運動体の速度や、方向
を求める装置である。
【０００３】従来の一般的な連続波ドプラ法について説
明する。
明する。
【０００４】図１は、従来の超音波診断装置のうちの、
連続波ドプラ法の構成部分を示すブロック図である。
連続波ドプラ法の構成部分を示すブロック図である。
【０００５】超音波探触子１は、送信用トランスデュー
サと受信用トランスデューサ（図示省略）から構成され
る。送受信回路２は、所定周波数のクロック（３ＭＨｚ
〜１０ＭＨｚ）を生成するとともに、それを所定の信号
レベルに増幅し、超音波探触子１の送信用トランスデュ
ーサを励振することにより、超音波が生体内に放射され
る。放射された超音波は血管内を流れる血球に当たると
反射するが、この時血球運動のドプラ効果により周波数
偏移を受ける。この反射波は超音波探触子１の受信用ト
ランスデューサで受波され、電気信号に変換され、送受
信回路２により増幅される。その出力は、直交検波回路
３により、送信周波数と等しい周波数を有し、位相が互
いに９０度異なる参照波信号と各々掛け算（直交検波）
され、ドプラ信号の同相成分（Ｉ信号）及び直交成分
（Ｑ信号）が出力される。ローパスフィルタ４は、カッ
トオフ周波数が、後述するＡ／Ｄ変換器６のサンプリン
グ周波数ｆsに等しい２チャンネルのローパスフィルタ
から構成され、直交検波回路３のＩ、Ｑチャンネルの出
力信号をを入力し、入力した信号に含まれる周波数ｆ s
以上の不要な高周波成分を除去する。
サと受信用トランスデューサ（図示省略）から構成され
る。送受信回路２は、所定周波数のクロック（３ＭＨｚ
〜１０ＭＨｚ）を生成するとともに、それを所定の信号
レベルに増幅し、超音波探触子１の送信用トランスデュ
ーサを励振することにより、超音波が生体内に放射され
る。放射された超音波は血管内を流れる血球に当たると
反射するが、この時血球運動のドプラ効果により周波数
偏移を受ける。この反射波は超音波探触子１の受信用ト
ランスデューサで受波され、電気信号に変換され、送受
信回路２により増幅される。その出力は、直交検波回路
３により、送信周波数と等しい周波数を有し、位相が互
いに９０度異なる参照波信号と各々掛け算（直交検波）
され、ドプラ信号の同相成分（Ｉ信号）及び直交成分
（Ｑ信号）が出力される。ローパスフィルタ４は、カッ
トオフ周波数が、後述するＡ／Ｄ変換器６のサンプリン
グ周波数ｆsに等しい２チャンネルのローパスフィルタ
から構成され、直交検波回路３のＩ、Ｑチャンネルの出
力信号をを入力し、入力した信号に含まれる周波数ｆ s
以上の不要な高周波成分を除去する。
【０００６】ハイパスフィルタ５は２チャンネルのハイ
パスフィルタから構成され、ローパスフィルタ４のＩ、
Ｑチャンネルの出力信号を入力し、臓器の壁運動などに
起因する低周波数成分（クラッタ）を除去する。
パスフィルタから構成され、ローパスフィルタ４のＩ、
Ｑチャンネルの出力信号を入力し、臓器の壁運動などに
起因する低周波数成分（クラッタ）を除去する。
【０００７】Ａ／Ｄ変換器６は、２チャンネルのＡ／Ｄ
変換器から構成され、ハイパスフィルタ５のＩ、Ｑチャ
ンネルの出力信号をサンプリング周波数ｆsでサンプリ
ングし、ディジタルデータに変換する。周波数解析器７
はそれらのディジタルデータを、数ｍｓ〜数十ｍｓの定
周期でフーリエ変換し、血流パターンを示すドプラ信号
のスペクトラムデータを出力する。
変換器から構成され、ハイパスフィルタ５のＩ、Ｑチャ
ンネルの出力信号をサンプリング周波数ｆsでサンプリ
ングし、ディジタルデータに変換する。周波数解析器７
はそれらのディジタルデータを、数ｍｓ〜数十ｍｓの定
周期でフーリエ変換し、血流パターンを示すドプラ信号
のスペクトラムデータを出力する。
【０００８】表示制御回路８は、画像メモリ及びメモリ
制御回路等（図示省略）からなり、スペクトラムデータ
をモニタ表示に対応させるためのデータの並べ替えを行
い、画像メモリに格納する。さらに画像メモリ内のスペ
クトラムデータは定周期で読み出され、モニタ９に表示
される。
制御回路等（図示省略）からなり、スペクトラムデータ
をモニタ表示に対応させるためのデータの並べ替えを行
い、画像メモリに格納する。さらに画像メモリ内のスペ
クトラムデータは定周期で読み出され、モニタ９に表示
される。
【０００９】スペクトラムデータはモニタ画面にいわゆ
るソナグラム形式（横軸を時間、縦軸を周波数、輝度を
パワーに対応させる表示形式）で表示する。一般に、表
示する縦軸の範囲（周波数範囲）はＡ／Ｄ変換器６のサ
ンプリング周波数（ｆs）に等しい。そのため折り返し
なく観測可能な周波数範囲は−（１／２）ｆs〜＋（１
／２）ｆsとなる。
るソナグラム形式（横軸を時間、縦軸を周波数、輝度を
パワーに対応させる表示形式）で表示する。一般に、表
示する縦軸の範囲（周波数範囲）はＡ／Ｄ変換器６のサ
ンプリング周波数（ｆs）に等しい。そのため折り返し
なく観測可能な周波数範囲は−（１／２）ｆs〜＋（１
／２）ｆsとなる。
【００１０】図２は、モニタ画面のスペクトラム表示例
を示す図である。
を示す図である。
【００１１】血流速度が高い場合、サンプリング周波数
の１／２以上のドプラ信号が入力されると折り返しが発
生し、スペクトラムは図２（Ａ）のように表示される
が、この時図２（Ｂ）のように周波数ゼロ軸を下に△ｆ
だけ移動することにより、スペクトラムを折り返しなく
表示することができる。このような機能は一般にゼロシ
フト機能と称される。本機能を備えた装置では、−ｆs
／２≦△ｆ≦＋ｆs／２とすることにより、実質的な観
測可能周波数範囲を−ｆs〜＋ｆsに拡大することができ
る。
の１／２以上のドプラ信号が入力されると折り返しが発
生し、スペクトラムは図２（Ａ）のように表示される
が、この時図２（Ｂ）のように周波数ゼロ軸を下に△ｆ
だけ移動することにより、スペクトラムを折り返しなく
表示することができる。このような機能は一般にゼロシ
フト機能と称される。本機能を備えた装置では、−ｆs
／２≦△ｆ≦＋ｆs／２とすることにより、実質的な観
測可能周波数範囲を−ｆs〜＋ｆsに拡大することができ
る。
【００１２】ところで、上記の従来装置の例では、臓器
の壁運動などに起因する低周波成分（クラッタ）を除去
するためのハイパスフィルタ５をアナログフィルタとし
て示したが、最近では、これをディジタルで処理するも
のがある。ディジタルフィルタを使用する利点は、アナ
ログ素子のバラツキによる特性の誤差や経年変化による
劣化等がないことや、ＬＳＩ化による部品点数の削減が
可能であること等である。
の壁運動などに起因する低周波成分（クラッタ）を除去
するためのハイパスフィルタ５をアナログフィルタとし
て示したが、最近では、これをディジタルで処理するも
のがある。ディジタルフィルタを使用する利点は、アナ
ログ素子のバラツキによる特性の誤差や経年変化による
劣化等がないことや、ＬＳＩ化による部品点数の削減が
可能であること等である。
【００１３】
【発明が解決しようとする課題】しかし、ディジタルハ
イパスフィルタを使用した装置では、サンプリングに起
因する次のような問題がある。
イパスフィルタを使用した装置では、サンプリングに起
因する次のような問題がある。
【００１４】図３は、ディジタルハイパスフィルタを使
用したときの問題点の説明図である。
用したときの問題点の説明図である。
【００１５】サンプリング前のドプラ信号はローパスフ
ィルタ４により帯域幅が±ｆsに制限され、そのスペク
トラムは図３（Ａ）に示すような形をしている。すなわ
ち低周波数域（０〜２００ＫＨｚ）のクラッタのスペク
トラム及び、それより高域に広がる血流のスペクトラム
からなる。
ィルタ４により帯域幅が±ｆsに制限され、そのスペク
トラムは図３（Ａ）に示すような形をしている。すなわ
ち低周波数域（０〜２００ＫＨｚ）のクラッタのスペク
トラム及び、それより高域に広がる血流のスペクトラム
からなる。
【００１６】サンプリング周波数ｆsでサンプリングを
行った場合、図３（Ｂ）の様にクラッタ及び血流のスペ
クトラムパターンが周波数軸上に±ｆsごとに繰り返さ
れる。通常クラッタのパワーは血流に対して数十ｄＢ以
上と大きいため、クラッタと血流のスペクトラムが重な
る部分では、血流が観測できない。すなわち血流の観測
可能な上限周波数及び下限周波数がクラッタの帯域分狭
められることになる。。例えばクラッタ成分のスペクト
ラムが周波数の正、負の方向にそれぞれ△ｆ1及び△ｆ2
の帯域幅を有する場合、血流が観測可能な上限周波数及
び下限周波数は、それぞれ＋ｆs−△ｆ2及び−ｆs＋△
ｆ1に制限される。
行った場合、図３（Ｂ）の様にクラッタ及び血流のスペ
クトラムパターンが周波数軸上に±ｆsごとに繰り返さ
れる。通常クラッタのパワーは血流に対して数十ｄＢ以
上と大きいため、クラッタと血流のスペクトラムが重な
る部分では、血流が観測できない。すなわち血流の観測
可能な上限周波数及び下限周波数がクラッタの帯域分狭
められることになる。。例えばクラッタ成分のスペクト
ラムが周波数の正、負の方向にそれぞれ△ｆ1及び△ｆ2
の帯域幅を有する場合、血流が観測可能な上限周波数及
び下限周波数は、それぞれ＋ｆs−△ｆ2及び−ｆs＋△
ｆ1に制限される。
【００１７】ちなみにこの制限はゼロシフト表示形式に
対応していない装置については特に問題とはならない。
そのような装置では、ドプラ信号はサンプリング前にロ
ーパスフィルタにより周波数範囲−ｆs／２〜＋ｆs／２
に帯域制限され、観測可能な周波数範囲も−ｆs／２〜
＋ｆs／２に限定される。これに対してサンプリングに
より生ずるクラッタのスペクトラムのイメージ（ｆsご
との繰り返し）により影響を受ける血流のスペクトラム
は周波数範囲−ｆs〜−ｆs／２及び＋ｆs／２〜＋ｆsに
限定され、−ｆs／２〜＋ｆs／２の部分には影響がな
い。
対応していない装置については特に問題とはならない。
そのような装置では、ドプラ信号はサンプリング前にロ
ーパスフィルタにより周波数範囲−ｆs／２〜＋ｆs／２
に帯域制限され、観測可能な周波数範囲も−ｆs／２〜
＋ｆs／２に限定される。これに対してサンプリングに
より生ずるクラッタのスペクトラムのイメージ（ｆsご
との繰り返し）により影響を受ける血流のスペクトラム
は周波数範囲−ｆs〜−ｆs／２及び＋ｆs／２〜＋ｆsに
限定され、−ｆs／２〜＋ｆs／２の部分には影響がな
い。
【００１８】しかし、ゼロシフト表示形式に対応した装
置では、周波数範囲−ｆs〜−ｆs／２及び＋ｆs／２〜
＋ｆsのドプラ信号も利用するため、この制限が問題と
なる。
置では、周波数範囲−ｆs〜−ｆs／２及び＋ｆs／２〜
＋ｆsのドプラ信号も利用するため、この制限が問題と
なる。
【００１９】ゼロシフト表示形式に対応した装置におい
て、上記の問題を解決するために、サンプリング周波数
ｆsを高めることによって観測可能周波数範囲を広げる
方法があるが、サンプリング周波数の上昇により、周波
数解析器７のスペクトラムの解析精度が低下するという
問題がある。
て、上記の問題を解決するために、サンプリング周波数
ｆsを高めることによって観測可能周波数範囲を広げる
方法があるが、サンプリング周波数の上昇により、周波
数解析器７のスペクトラムの解析精度が低下するという
問題がある。
【００２０】本発明は、上記事情に鑑み、連続波ドプラ
法およびゼロシフト表示に対応した装置において、スペ
クトラムの解析精度を低下させることなく、より高速な
血流の観測を可能とした超音波診断装置を提供すること
を目的とする。
法およびゼロシフト表示に対応した装置において、スペ
クトラムの解析精度を低下させることなく、より高速な
血流の観測を可能とした超音波診断装置を提供すること
を目的とする。
【００２１】
【課題を解決するための手段】上記目的を達成する本発
明の超音波診断装置は、被検体内に連続波の超音波ビー
ムを送波し被検体内で反射して戻ってきた反射超音波を
受信して受信信号を得る超音波送受信回路と、超音波送
受信回路で得られた受信信号を直交検波する直交検波回
路と、直交検波回路の出力信号の高周波成分を除去する
ローパスフィルタと、ローパスフィルタの出力をサンプ
リングしディジタ信号に変換するサンプリング手段と、
そのディジタル信号の低周波成分を除去するハイパスフ
ィルタと、ハイパスフィルタの出力を周波数解析し血流
スペクトラムを得る周波数解析手段と、周波数ゼロ軸の
シフトが自在であって周波数数ゼロ軸を含む所定の周波
数範囲幅ｆsの血流スペクトラムを表示する表示手段と
を備えた超音波診断装置において、上記サンプリング手
段のサンプリング周波数が、所定の周波数範囲幅ｆsの
２倍の周波数２ｆsであって、かつ上記ハイパスフィル
タと上記周波数解析手段との間に、前記ハイパスフィル
タの出力データを１個おきに間引くことにより所定の周
波数範囲幅ｆsと同一のサンプリング周波数ｆsのデータ
列を生成して周波数解析手段に入力するデータ間引き手
段を備えたことを特徴とする。
明の超音波診断装置は、被検体内に連続波の超音波ビー
ムを送波し被検体内で反射して戻ってきた反射超音波を
受信して受信信号を得る超音波送受信回路と、超音波送
受信回路で得られた受信信号を直交検波する直交検波回
路と、直交検波回路の出力信号の高周波成分を除去する
ローパスフィルタと、ローパスフィルタの出力をサンプ
リングしディジタ信号に変換するサンプリング手段と、
そのディジタル信号の低周波成分を除去するハイパスフ
ィルタと、ハイパスフィルタの出力を周波数解析し血流
スペクトラムを得る周波数解析手段と、周波数ゼロ軸の
シフトが自在であって周波数数ゼロ軸を含む所定の周波
数範囲幅ｆsの血流スペクトラムを表示する表示手段と
を備えた超音波診断装置において、上記サンプリング手
段のサンプリング周波数が、所定の周波数範囲幅ｆsの
２倍の周波数２ｆsであって、かつ上記ハイパスフィル
タと上記周波数解析手段との間に、前記ハイパスフィル
タの出力データを１個おきに間引くことにより所定の周
波数範囲幅ｆsと同一のサンプリング周波数ｆsのデータ
列を生成して周波数解析手段に入力するデータ間引き手
段を備えたことを特徴とする。
【００２２】ここで、本発明の超音波診断装置におい
て、上記ハイパスフィルタと上記データ間引き手段との
間に、データ間引き時の折り返しを防止するローパスフ
ィルタを備えることが好ましい。
て、上記ハイパスフィルタと上記データ間引き手段との
間に、データ間引き時の折り返しを防止するローパスフ
ィルタを備えることが好ましい。
【００２３】本発明は上記の構成により次のような作用
を有する。
を有する。
【００２４】すなわち、前記サンプリング手段は、表示
周波数範囲ｆsの２倍の周波数でサンプリングを行うた
め、サンプリング後の血流及びクラッタのスペクトラム
は、周波数軸上に２ｆsごとに繰り返すパターンとな
る。すなわち、クラッタのスペクトラムは周波数０、±
２ｆs、±４ｆs、…に分布し、±ｆs、±３ｆs、±５ｆ
s、…には存在しない。このため、クラッタのスペクト
ラムは、血流のスペクトラムの高域部分と重なることは
ない。従って観測可能な上限及び下限周波数がクラッタ
の帯域により制限されることはない。
周波数範囲ｆsの２倍の周波数でサンプリングを行うた
め、サンプリング後の血流及びクラッタのスペクトラム
は、周波数軸上に２ｆsごとに繰り返すパターンとな
る。すなわち、クラッタのスペクトラムは周波数０、±
２ｆs、±４ｆs、…に分布し、±ｆs、±３ｆs、±５ｆ
s、…には存在しない。このため、クラッタのスペクト
ラムは、血流のスペクトラムの高域部分と重なることは
ない。従って観測可能な上限及び下限周波数がクラッタ
の帯域により制限されることはない。
【００２５】さらに、前記データ間引き手段はハイパス
フィルタの出力データを１個おきに間引くことにより、
サンプリングレートｆsのデータ列となるので、周波数
ｆsでサンプリングした場合と同等の周波数分解能を確
保することができる。
フィルタの出力データを１個おきに間引くことにより、
サンプリングレートｆsのデータ列となるので、周波数
ｆsでサンプリングした場合と同等の周波数分解能を確
保することができる。
【００２６】さらに、前記ハイパスフィルタと前記デー
タ間引き手段との間にローパスフィルタを設けた場合、
このローパスフィルタにはカットオフ周波数ｆs／２が
設定され、ゼロシフト表示を行わない場合にこのフィル
タを有効とすることにより、データ間引き時の周波数範
囲−ｆs〜−ｆs／２及び＋ｆs〜＋ｆs／２の広帯域ノイ
ズの折り返しが防止され、スペクトラム画像のノイズに
よる劣化を押さえることができる。
タ間引き手段との間にローパスフィルタを設けた場合、
このローパスフィルタにはカットオフ周波数ｆs／２が
設定され、ゼロシフト表示を行わない場合にこのフィル
タを有効とすることにより、データ間引き時の周波数範
囲−ｆs〜−ｆs／２及び＋ｆs〜＋ｆs／２の広帯域ノイ
ズの折り返しが防止され、スペクトラム画像のノイズに
よる劣化を押さえることができる。
【００２７】
【発明の実施の形態】以下、本発明の一実施形態につい
て説明する。
て説明する。
【００２８】図４は本発明の超音波診断装置の一実施形
態を示すブロック図である。
態を示すブロック図である。
【００２９】本ブロック図において従来装置のブロック
図（図１参照）と同等の機能を有するものは同一の符号
で示している。また図５は本実施形態の作用説明図であ
る。
図（図１参照）と同等の機能を有するものは同一の符号
で示している。また図５は本実施形態の作用説明図であ
る。
【００３０】超音波探触子１は、送信用トランスデュー
サと受信用トランスデューサ（図示省略）から構成され
る。送受信回路２は、所定周波数のクロック（３ＭＨｚ
〜１０ＭＨｚ）を生成するとともに、それを所定の信号
レベルに増幅し、超音波探触子１の送信用トランスデュ
ーサを励振することにより、超音波が生体内に放射され
る。放射された超音波は血管内を流れる血球に当たると
反射するが、この時血球運動のドプラ効果により周波数
偏移を受ける。この反射波は超音波探触子１の受信用ト
ランスデューサで受波され、電気信号に変換され、送受
信回路２により増幅される。その出力は、直交検波回路
３により、送信周波数と等しい周波数を有し、位相が互
いに９０度異なる参照波信号と各々掛け算（直交検波）
され、音声帯域のドプラ信号の同相成分（Ｉ信号）及び
直交成分（Ｑ信号）が出力される。さらに第１のローパ
スフィルタ４はカットオフ周波数がＡ／Ｄ変換器のサン
プリング周波数ｆsに等しい２チャンネルのローパスフ
ィルタから構成され、直交検波回路３のＩ、Ｑチャンネ
ルの出力信号を入力し、入力した信号に含まれる周波数
ｆs以上の不要な高周波成分を除去する。
サと受信用トランスデューサ（図示省略）から構成され
る。送受信回路２は、所定周波数のクロック（３ＭＨｚ
〜１０ＭＨｚ）を生成するとともに、それを所定の信号
レベルに増幅し、超音波探触子１の送信用トランスデュ
ーサを励振することにより、超音波が生体内に放射され
る。放射された超音波は血管内を流れる血球に当たると
反射するが、この時血球運動のドプラ効果により周波数
偏移を受ける。この反射波は超音波探触子１の受信用ト
ランスデューサで受波され、電気信号に変換され、送受
信回路２により増幅される。その出力は、直交検波回路
３により、送信周波数と等しい周波数を有し、位相が互
いに９０度異なる参照波信号と各々掛け算（直交検波）
され、音声帯域のドプラ信号の同相成分（Ｉ信号）及び
直交成分（Ｑ信号）が出力される。さらに第１のローパ
スフィルタ４はカットオフ周波数がＡ／Ｄ変換器のサン
プリング周波数ｆsに等しい２チャンネルのローパスフ
ィルタから構成され、直交検波回路３のＩ、Ｑチャンネ
ルの出力信号を入力し、入力した信号に含まれる周波数
ｆs以上の不要な高周波成分を除去する。
【００３１】Ａ／Ｄ変換器６は２チャンネルのＡ／Ｄ変
換器により構成され、サンプリングクロックが発振器
（図示省略）から供給される。その周波数は設定された
表示周波数範囲をｆsとした場合、２ｆsである。Ａ／Ｄ
変換器６は、第１のローパスフィルタ４のＩ、Ｑチャン
ネルの出力信号を入力し、それをサンプリング周波数２
ｆsでサンプリングし、ディジタルデータに変換する。
サンプリング後のドプラ信号に含まれる血流及びクラッ
タのスペクトラムは図５（Ａ）のように、周波数０，±
２ｆs，±４ｆs，…に分布する。そのため、血流のスペ
クトラムの高域の部分がクラッタのスペクトラムと重な
ることはなく保存される。
換器により構成され、サンプリングクロックが発振器
（図示省略）から供給される。その周波数は設定された
表示周波数範囲をｆsとした場合、２ｆsである。Ａ／Ｄ
変換器６は、第１のローパスフィルタ４のＩ、Ｑチャン
ネルの出力信号を入力し、それをサンプリング周波数２
ｆsでサンプリングし、ディジタルデータに変換する。
サンプリング後のドプラ信号に含まれる血流及びクラッ
タのスペクトラムは図５（Ａ）のように、周波数０，±
２ｆs，±４ｆs，…に分布する。そのため、血流のスペ
クトラムの高域の部分がクラッタのスペクトラムと重な
ることはなく保存される。
【００３２】ハイパスフィルタ１０は、２チャンネルの
ディジタルフィルタから構成され、Ａ／Ｄ変換器６の
Ｉ、Ｑチャンネルの出力データが入力される。本フィル
タは臓器の壁運動などに起因する低周波数の成分（クラ
ッタ）を除去するためのものであり、その振幅特性はそ
れぞれ図５（Ｂ）のようにカットオフ周波数ｆc以下の
周波数成分を減衰させる高域通過特性である。ハイパス
フィルタ１０は周波数０，±２ｆs，±４ｆs，…に分布
するクラッタ成分を除去するため、その出力信号のスペ
クトラムは図５（Ｃ）の様になる。
ディジタルフィルタから構成され、Ａ／Ｄ変換器６の
Ｉ、Ｑチャンネルの出力データが入力される。本フィル
タは臓器の壁運動などに起因する低周波数の成分（クラ
ッタ）を除去するためのものであり、その振幅特性はそ
れぞれ図５（Ｂ）のようにカットオフ周波数ｆc以下の
周波数成分を減衰させる高域通過特性である。ハイパス
フィルタ１０は周波数０，±２ｆs，±４ｆs，…に分布
するクラッタ成分を除去するため、その出力信号のスペ
クトラムは図５（Ｃ）の様になる。
【００３３】第２のローパスフィルタ１１は、２チャン
ネルのローパスフィルタから構成され、ハイパスフィル
タ１０のＩ、Ｑチャンネルの出力信号が入力される。本
フィルタの目的は、血流速度が低くゼロシフト表示を行
わない場合に、後で述べる周波数ｆsによる再サンプリ
ングによって、周波数範囲＋ｆs／２〜＋ｆs及び−ｆs
〜−ｆs／２に広がる広帯域ノイズがそれぞれ周波数範
囲−ｆs／２〜０及び＋ｆ s／２〜＋ｆsに折り返すのを
防止することである。
ネルのローパスフィルタから構成され、ハイパスフィル
タ１０のＩ、Ｑチャンネルの出力信号が入力される。本
フィルタの目的は、血流速度が低くゼロシフト表示を行
わない場合に、後で述べる周波数ｆsによる再サンプリ
ングによって、周波数範囲＋ｆs／２〜＋ｆs及び−ｆs
〜−ｆs／２に広がる広帯域ノイズがそれぞれ周波数範
囲−ｆs／２〜０及び＋ｆ s／２〜＋ｆsに折り返すのを
防止することである。
【００３４】本フィルタはゼロシフト表示を行わない場
合にのみ有効となり、その特性は、図示しない操作パネ
ルを介して設定されるゼロシフト量△ｆ（−ｆs／２〜
＋ｆs／２）に基づいて次の様に制御される。
合にのみ有効となり、その特性は、図示しない操作パネ
ルを介して設定されるゼロシフト量△ｆ（−ｆs／２〜
＋ｆs／２）に基づいて次の様に制御される。
【００３５】△ｆ＝０、すなわちゼロシフトを行わない
場合、図６（Ａ）の様にｆs／２に等しいカットオフ周
波数の低域通過特性が設定され、△ｆ≠０、すなわちゼ
ロシフトを行う場合、図６（Ｂ）の様に全域通過特性が
設定される。その結果、ゼロシフトを行わない場合（△
ｆ＝０）、要するに血流速度が低く、ドプラ信号の帯域
が周波数−ｆs／２〜＋ｆs／２に制限されている場合、
周波数範囲＋ｆs／２〜＋ｆs及び−ｆs〜−ｆs／２に広
がる広帯域ノイズが除去される。
場合、図６（Ａ）の様にｆs／２に等しいカットオフ周
波数の低域通過特性が設定され、△ｆ≠０、すなわちゼ
ロシフトを行う場合、図６（Ｂ）の様に全域通過特性が
設定される。その結果、ゼロシフトを行わない場合（△
ｆ＝０）、要するに血流速度が低く、ドプラ信号の帯域
が周波数−ｆs／２〜＋ｆs／２に制限されている場合、
周波数範囲＋ｆs／２〜＋ｆs及び−ｆs〜−ｆs／２に広
がる広帯域ノイズが除去される。
【００３６】さらに、間引き回路１２は、２チャンネル
のデータ間引き回路により構成され、第２のローパスフ
ィルタ１１のＩ、Ｑチャンネルの出力データが入力され
る。この間引き回路１２は、入力データ列から１個おき
にデータを間引くことにより、サンプリング周波数ｆs
で再サンプリングを行う。そのため間引き回路１２の出
力信号のスペクトラムは図５（Ｄ）のように血流のスペ
クトラムが周波数軸において±ｆsごとに繰り返される
形となる。
のデータ間引き回路により構成され、第２のローパスフ
ィルタ１１のＩ、Ｑチャンネルの出力データが入力され
る。この間引き回路１２は、入力データ列から１個おき
にデータを間引くことにより、サンプリング周波数ｆs
で再サンプリングを行う。そのため間引き回路１２の出
力信号のスペクトラムは図５（Ｄ）のように血流のスペ
クトラムが周波数軸において±ｆsごとに繰り返される
形となる。
【００３７】周波数解析器７はその出力データの中か
ら、数ｍｓ〜数十ｍｓの定周期でフーリエ変換を行う。
周波数解析器７の出力は、入力データのサンプリングレ
ートがｆsであるため、周波数範囲−ｆs／２〜＋ｆs／
２のスペクトラムデータとなる。表示制御回路８は、画
像メモリ及びメモリ制御回路等（図示省略）からなり、
周波数解析器７から出力されるスペクトラムデータを入
力する。また図示しない操作パネルを介して設定された
ゼロシフト量△ｆが入力され、このスペクトラムデータ
をモニタ表示に対応させるためのデータの並べ替えを行
い、さらにゼロシフト量△ｆだけゼロ軸をシフトさせて
画像メモリに格納する。さらに画像メモリ内のスペクト
ラムデータは定周期で読み出され、モニタ９に表示され
る。
ら、数ｍｓ〜数十ｍｓの定周期でフーリエ変換を行う。
周波数解析器７の出力は、入力データのサンプリングレ
ートがｆsであるため、周波数範囲−ｆs／２〜＋ｆs／
２のスペクトラムデータとなる。表示制御回路８は、画
像メモリ及びメモリ制御回路等（図示省略）からなり、
周波数解析器７から出力されるスペクトラムデータを入
力する。また図示しない操作パネルを介して設定された
ゼロシフト量△ｆが入力され、このスペクトラムデータ
をモニタ表示に対応させるためのデータの並べ替えを行
い、さらにゼロシフト量△ｆだけゼロ軸をシフトさせて
画像メモリに格納する。さらに画像メモリ内のスペクト
ラムデータは定周期で読み出され、モニタ９に表示され
る。
【００３８】図７は、本実施形態における、モニタ画面
のスペクトラム表示例を示す図である。
のスペクトラム表示例を示す図である。
【００３９】この図７は、血流速度が高い場合に、ゼロ
シフト量を−ｆs／２に設定し、観測周波数範囲を０〜
＋ｆsとした場合のモニタ画面のスペクトラム表示例で
ある。従来装置ではハイパスフィルタによりカットされ
観測不可能であった、スペクトラムの高域部分（＋ｆs
−ｆc〜＋ｆs）が本方式では図の様に観測可能となる。
シフト量を−ｆs／２に設定し、観測周波数範囲を０〜
＋ｆsとした場合のモニタ画面のスペクトラム表示例で
ある。従来装置ではハイパスフィルタによりカットされ
観測不可能であった、スペクトラムの高域部分（＋ｆs
−ｆc〜＋ｆs）が本方式では図の様に観測可能となる。
【００４０】
【発明の効果】以上説明したように、本発明によれば、
ディジタルハイパスフィルタを使用した従来装置におい
て、クラッタの存在により観測可能な周波数の上限値及
び下限値が減少する問題を克服することができ、ゼロシ
フト表示を行う際に、スペクトラムの解析精度を低下さ
せることなく、より高速な血流の観測が可能となる。さ
らに、前述のデータ間引き手段を備えると、ゼロシフト
表示を行わない揚合には広帯域ノイズの折り返しが防止
され、ノイズの少ない高品質なスペクトラム表示を得る
ことができる。
ディジタルハイパスフィルタを使用した従来装置におい
て、クラッタの存在により観測可能な周波数の上限値及
び下限値が減少する問題を克服することができ、ゼロシ
フト表示を行う際に、スペクトラムの解析精度を低下さ
せることなく、より高速な血流の観測が可能となる。さ
らに、前述のデータ間引き手段を備えると、ゼロシフト
表示を行わない揚合には広帯域ノイズの折り返しが防止
され、ノイズの少ない高品質なスペクトラム表示を得る
ことができる。
【図１】従来の超音波診断装置のうちの、連続波ドプラ
法の構成部分を示すブロック図である。
法の構成部分を示すブロック図である。
【図２】モニタ画面のスペクトラム表示例を示す図であ
る。
る。
【図３】ディジタルハイパスフィルタを使用したときの
問題点の説明図である。
問題点の説明図である。
【図４】本発明の超音波診断装置の一実施形態を示すブ
ロック図である。
ロック図である。
【図５】図４に示す実施形態の作用説明図である。
【図６】第２のローパスフィルタの、フィルタ特性の説
明図である。
明図である。
【図７】本実施形態における、モニタ画面のスペクトラ
ム表示例を示す図である。
ム表示例を示す図である。
１ 超音波探触子 ２ 送受信回路 ３ 直交検波回路 ４ ローパスフィルタ ６ Ａ／Ｄ変換器 ７ 周波数解析器 ８ 表示制御回路 ９ モニタ １０ ハイパスフィルタ １１ 第２のローパスフィルタ １２ 間引き回路
Claims (2)
- 【請求項１】 被検体内に連続波の超音波ビームを送波
し該被検体内で反射して戻ってきた反射超音波を受信し
て受信信号を得る超音波送受信回路と、該超音波送受信
回路で得られた受信信号を直交検波する直交検波回路
と、該直交検波回路の出力信号の高周波成分を除去する
ローパスフィルタと、該ローパスフィルタの出力をサン
プリングしディジタ信号に変換するサンプリング手段
と、該ディジタル信号の低周波成分を除去するハイパス
フィルタと、該ハイパスフィルタの出力を周波数解析し
血流スペクトラムを得る周波数解析手段と、周波数ゼロ
軸のシフトが自在であって該周波数数ゼロ軸を含む所定
の周波数範囲幅ｆsの血流スペクトラムを表示する表示
手段とを備えた超音波診断装置において、 前記サンプリング手段のサンプリング周波数が、前記所
定の周波数範囲幅ｆsの２倍の周波数２ｆsであって、か
つ前記ハイパスフィルタと前記周波数解析手段との間
に、前記ハイパスフィルタの出力データを１個おきに間
引くことにより前記所定の周波数範囲幅ｆsと同一のサ
ンプリング周波数ｆsのデータ列を生成して前記周波数
解析手段に入力するデータ間引き手段を備えたことを特
徴とする超音波診断装置。 - 【請求項２】 前記ハイパスフィルタと前記データ間引
き手段との間に、データ間引き時の折り返しを防止する
ローパスフィルタを備えたことを特徴とする請求項１記
載の超音波診断装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2000341587A JP2002143157A (ja) | 2000-11-09 | 2000-11-09 | 超音波診断装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2000341587A JP2002143157A (ja) | 2000-11-09 | 2000-11-09 | 超音波診断装置 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2002143157A true JP2002143157A (ja) | 2002-05-21 |
Family
ID=18816303
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2000341587A Withdrawn JP2002143157A (ja) | 2000-11-09 | 2000-11-09 | 超音波診断装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP2002143157A (ja) |
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2009082330A (ja) * | 2007-09-28 | 2009-04-23 | Toshiba Corp | 超音波診断装置、及び超音波画像処理装置 |
| JP2009291325A (ja) * | 2008-06-03 | 2009-12-17 | Toshiba Corp | 超音波ドプラ診断装置 |
| KR101418057B1 (ko) | 2013-06-05 | 2014-07-10 | 이재진 | 신체관절용 고니오미터 |
-
2000
- 2000-11-09 JP JP2000341587A patent/JP2002143157A/ja not_active Withdrawn
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2009082330A (ja) * | 2007-09-28 | 2009-04-23 | Toshiba Corp | 超音波診断装置、及び超音波画像処理装置 |
| JP2009291325A (ja) * | 2008-06-03 | 2009-12-17 | Toshiba Corp | 超音波ドプラ診断装置 |
| KR101418057B1 (ko) | 2013-06-05 | 2014-07-10 | 이재진 | 신체관절용 고니오미터 |
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Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| A300 | Withdrawal of application because of no request for examination |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A300 Effective date: 20080205 |