JP2563656B2 - 超音波ドプラ映像装置 - Google Patents
超音波ドプラ映像装置Info
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- JP2563656B2 JP2563656B2 JP2202136A JP20213690A JP2563656B2 JP 2563656 B2 JP2563656 B2 JP 2563656B2 JP 2202136 A JP2202136 A JP 2202136A JP 20213690 A JP20213690 A JP 20213690A JP 2563656 B2 JP2563656 B2 JP 2563656B2
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Description
【発明の詳細な説明】 産業上の利用分野 本発明は超音波ドプラ映像装置に関し、特に超音波に
より物体の速度を計測する装置、例えば生体内の血流速
度をリアルタイムで測定する場合に高い信号対雑音比で
計測が可能な超音波ドプラ映像装置に関する。
より物体の速度を計測する装置、例えば生体内の血流速
度をリアルタイムで測定する場合に高い信号対雑音比で
計測が可能な超音波ドプラ映像装置に関する。
従来の技術 最近、超音波パルスドプラ計測法とパルス反射法を併
用することによって一つの超音波プローブで血流情報と
断層像（Ｂモード像）情報を得、断層像に重ねて血流情
報をリアルタイムでカラー表示するようにした超音波ド
プラ映像装置が知られている。この超音波ドプラ映像装
置は特開昭57−128138号で知られておりその動作原理は
次の通りである。以下、第４図を参照して従来の超音波
ドプラ映像装置について説明する。
用することによって一つの超音波プローブで血流情報と
断層像（Ｂモード像）情報を得、断層像に重ねて血流情
報をリアルタイムでカラー表示するようにした超音波ド
プラ映像装置が知られている。この超音波ドプラ映像装
置は特開昭57−128138号で知られておりその動作原理は
次の通りである。以下、第４図を参照して従来の超音波
ドプラ映像装置について説明する。
第４図は超音波ドプラ映像装置の基本原理を示すブロ
ック図である。第４図において、被検体である生体内を
流れている血流に対して超音波パルスを送信すると、こ
の超音波パルスは流動する血球によって散乱されるため
中心周波数fcはドプラ偏移を受けて周波数fdだけ変化
し、この受信周波数ｆはｆ＝fc＋fdとなる。このときの
周波数fc,fdは次のように示される。
ック図である。第４図において、被検体である生体内を
流れている血流に対して超音波パルスを送信すると、こ
の超音波パルスは流動する血球によって散乱されるため
中心周波数fcはドプラ偏移を受けて周波数fdだけ変化
し、この受信周波数ｆはｆ＝fc＋fdとなる。このときの
周波数fc,fdは次のように示される。
ここで、V:血流速度 θ：超音波ビームと血管のなす角度 c:音速 従って、ドプラ偏移fdを検出することによって血流速
度Ｖを得ることができる。
度Ｖを得ることができる。
このようにして得られた血流速度Ｖの２次元画像表示
は次のように行われる。まず超音波プローブ41から被検
体に対してa,b,c,・・・各方向に順次超音波パルスを送
信してセクタスキャンを行う。
は次のように行われる。まず超音波プローブ41から被検
体に対してa,b,c,・・・各方向に順次超音波パルスを送
信してセクタスキャンを行う。
最初にａ方向に数回、例えば10回程度超音波パルスが
送信される。被検体内の血流でドプラ偏移されて反射さ
れたエコー信号は同一プローブ41によって受信され、電
気信号に変換されて受信回路42に送られる。
送信される。被検体内の血流でドプラ偏移されて反射さ
れたエコー信号は同一プローブ41によって受信され、電
気信号に変換されて受信回路42に送られる。
次に位相検波回路43によってドプラ偏移信号が検出さ
れる。このドプラ偏移信号は超音波パルス方向に設けら
れた例えば256点のサンプル点にとらえられる。同一サ
ンプル点で各送毎にとらえられたドプラ偏移信号、この
場合10個のデータ、はMTI（Moving Target Indicator）
44により血管壁等からの大振幅低周波信号成分を除去し
た後周波数分析器45で周波数分析されD.S.C.46に送ら
れ、表示部47においてａ方向の血流が２次元画像として
表示される。
れる。このドプラ偏移信号は超音波パルス方向に設けら
れた例えば256点のサンプル点にとらえられる。同一サ
ンプル点で各送毎にとらえられたドプラ偏移信号、この
場合10個のデータ、はMTI（Moving Target Indicator）
44により血管壁等からの大振幅低周波信号成分を除去し
た後周波数分析器45で周波数分析されD.S.C.46に送ら
れ、表示部47においてａ方向の血流が２次元画像として
表示される。
以下b,c,の各方向に対しても同様な動作が繰り返され
て、各スキャン方向に対応した血流像（流速分布像）が
表示されることになる。流速分布像はカラー表示され、
断層像は白黒（B/W）表示となるように合成表示され
る。
て、各スキャン方向に対応した血流像（流速分布像）が
表示されることになる。流速分布像はカラー表示され、
断層像は白黒（B/W）表示となるように合成表示され
る。
発明が解決しようとする課題 ところが上記従来の超音波ドプラ映像装置ではMTIは
（月刊BME Vol. 1 No. 4, 1987に記載されているよ
うに）標準的なディジタルフィルタで構成されているた
め以下に示すような問題点があった。
（月刊BME Vol. 1 No. 4, 1987に記載されているよ
うに）標準的なディジタルフィルタで構成されているた
め以下に示すような問題点があった。
第５図は従来のMTIのブロック図であり、加減算器5
0、51、52、乗算器53、54、係数メモリ55、56、データ
ラッチ57、58、等により構成され、その周波数特性は第
６図に示すように低周波信号成分が除去されるようにな
っている。このようなディジタルフィルタに各サンプル
点で得られたドプラ偏移信号の有限個数、この場合には
10個、のデータ列を加える場合２個のラッチにデータが
セットされている間以外はまともな出力が得られないた
め、加えたデータの個数に比べて出力のデータ個数が減
る、この場合は８個、になるという問題があった。すな
わち出力データ数が少ないため周波数分析器に加えるデ
ータの個数も減り周波数分析の精度が低下するという問
題があった。
0、51、52、乗算器53、54、係数メモリ55、56、データ
ラッチ57、58、等により構成され、その周波数特性は第
６図に示すように低周波信号成分が除去されるようにな
っている。このようなディジタルフィルタに各サンプル
点で得られたドプラ偏移信号の有限個数、この場合には
10個、のデータ列を加える場合２個のラッチにデータが
セットされている間以外はまともな出力が得られないた
め、加えたデータの個数に比べて出力のデータ個数が減
る、この場合は８個、になるという問題があった。すな
わち出力データ数が少ないため周波数分析器に加えるデ
ータの個数も減り周波数分析の精度が低下するという問
題があった。
またハイパス特性を有するディジタルフィルタの過度
応答特性により入力データ列の前後の部分で出力が大き
く変動するため、高周波成分を生じてしまうという問題
もあった。
応答特性により入力データ列の前後の部分で出力が大き
く変動するため、高周波成分を生じてしまうという問題
もあった。
これらの問題点はフィルタの次数を増やしたり、遮断
特性を急峻にしようとする場合、あるいは流速分布像の
フレーム数を上げるため同一方向への送信回数を減ら
し、得られるドプラ偏移信号のデータ個数が減った場合
にますます顕著になる。
特性を急峻にしようとする場合、あるいは流速分布像の
フレーム数を上げるため同一方向への送信回数を減ら
し、得られるドプラ偏移信号のデータ個数が減った場合
にますます顕著になる。
本発明は従来技術の以上のような問題を解決するもの
で、超音波ドプラ映像装置のサンプル点でとらえられた
ドプラ偏移信号のデータ列に対して、データ個数を減少
することなく良好な過渡応答特性で血管壁等からの大振
幅低周波信号成分を除去できる優れた超音波ドプラ映像
装置を提供することを目的としたものである。
で、超音波ドプラ映像装置のサンプル点でとらえられた
ドプラ偏移信号のデータ列に対して、データ個数を減少
することなく良好な過渡応答特性で血管壁等からの大振
幅低周波信号成分を除去できる優れた超音波ドプラ映像
装置を提供することを目的としたものである。
課題を解決するための手段 本発明は上記目的を達成するためにサンプル点で得ら
れたドプラ偏移信号の有限個数からなるデータ列に対し
てその低周波信号成分を適合するような低次多項式の値
とこのデータ列のすべての値との差を求めることにより
低周波成分を除去するようにしたことにより、上記目的
を達成するものである。
れたドプラ偏移信号の有限個数からなるデータ列に対し
てその低周波信号成分を適合するような低次多項式の値
とこのデータ列のすべての値との差を求めることにより
低周波成分を除去するようにしたことにより、上記目的
を達成するものである。
作 用 本発明は上記構成により、ドプラ偏移信号出力に対し
その個数を減少することなく、また過渡応答出力を生じ
ないため血流からの微弱な信号成分のみを抽出すること
が可能となり、この信号成分を周波数分析をする事によ
り精度よく血流速度を求めることができる 実施例 以下、図面を参照しながら本発明の一実施例について
説明する。第１図は超音波ドプラ映像装置のブロック図
である。第１図において１は超音波プローブ（以下プロ
ーブと呼ぶ）、２は駆動パルス発生器、３はプリアン
プ、４は発振器、５は位相器、６、７はミキサ、８、９
はロウパスフィルタ、10、11はA/D変換器、12、13はバ
ッファメモリ、14、15は低周波信号除去器、16は周波数
分析器、17はフレームメモリ、18はカラーエンコーダ、
19はD/A変換器、20はディスプレイ、21は検波器、22はA
/D変換器である。
その個数を減少することなく、また過渡応答出力を生じ
ないため血流からの微弱な信号成分のみを抽出すること
が可能となり、この信号成分を周波数分析をする事によ
り精度よく血流速度を求めることができる 実施例 以下、図面を参照しながら本発明の一実施例について
説明する。第１図は超音波ドプラ映像装置のブロック図
である。第１図において１は超音波プローブ（以下プロ
ーブと呼ぶ）、２は駆動パルス発生器、３はプリアン
プ、４は発振器、５は位相器、６、７はミキサ、８、９
はロウパスフィルタ、10、11はA/D変換器、12、13はバ
ッファメモリ、14、15は低周波信号除去器、16は周波数
分析器、17はフレームメモリ、18はカラーエンコーダ、
19はD/A変換器、20はディスプレイ、21は検波器、22はA
/D変換器である。
次に第２図を参照して低周波信号除去器14、15のさら
に詳細な構成について説明しておく。第２図は低周波信
号除去器14、15のブロック図である。第２図において23
はメモリ、24はデータROM（リード・オンリ・メモ
リ）、25は乗算器、26は累積加算器、27はメモリ、28は
データROM、29は乗算器、30は累積加算器、31はメモ
リ、32はＭ次多項式近似手段、33は減算器、34はメモリ
である。
に詳細な構成について説明しておく。第２図は低周波信
号除去器14、15のブロック図である。第２図において23
はメモリ、24はデータROM（リード・オンリ・メモ
リ）、25は乗算器、26は累積加算器、27はメモリ、28は
データROM、29は乗算器、30は累積加算器、31はメモ
リ、32はＭ次多項式近似手段、33は減算器、34はメモリ
である。
以上のような第１図、第２図の構成において、以下そ
の動作を説明する。まずプローブ１は駆動パルス発生器
２により駆動され、被検体に対してａ、ｂ、ｃ、・・・
各方向に順次超音波パルスを送信してセクタ走査を行
う。最初にａ方向に数回、例えば10回程度超音波パルス
が送信される。被検体内の血流で反射されてドプラ偏移
した信号は同一プローブ１によって受信され、電気信号
に変換されて受信回路３に送られる。受信回路３から出
力された信号の内一方は検波器21、A/D変換器22を介し
てフレームメモリ17へ送られ、他方は位相検波される。
まず駆動パルス発生器２に同期した発振器４の出力はミ
キサ６、他方は位相器５により90度位相シフトしたのち
ミキサ７に加えられ受信回路３の出力に混合される。ミ
キサ６、７の出力に対しロウパスフィルタ８、９により
ドプラ周波数帯の信号成分を通過させることによりI,Q
各ドプラ偏移信号が得られる。ロウパスフィルタ８、９
のドプラ偏移信号出力はA/D変換器10、11によりディジ
タルデータに変換されメモリ12、13に記憶される。メモ
リ12、13にはａ方向への一連の送信、この場合には10回
の送信、で得られた各ドプラ偏移信号がａ方向の各サン
プル点、例えば256点について記憶される。次にメモリ1
2、13に記憶されたドプラ偏移信号は各サンプル点につ
いて10個のデータ列として読み出される。読み出された
データ列は低周波信号除去器14、15により血管壁等から
の低周波信号成分が除去され血流からのドプラ偏移信号
が抽出される。低周波信号除去器14、15の出力は周波数
分析器16より平均周波数、すなわちドプラ偏移周波数fd
およびその符号が計算される。このドプラ偏移周波数fd
は血流の速度Ｖ、その符号は血流の方向を表す。平均周
波数の評価方法としては自己相関によるものが一般的で
あるが、離散フーリエ変換を行いパワースペクトルを求
め周波数の１次モーメントを求める方法によるもの等さ
まざまな方法が可能である。このようにしてａ方向の各
サンプル点について周波数分析器16で得られたドプラ偏
移周波数fd,すなわち血流速度Ｖの値はフレームメモリ1
7へ書き込まれる。以下、b,c,の各走査方向に対しても
同様な動作が繰り返されて、各走査方向に対応した血流
像（流速分布像）が作られる。フレームメモリ17には検
波器21の出力も書き込まれ断層像が作られる。カラーエ
ンコーダ18において、フレームメモリ17の出力の内、血
流像に相当する部分には色がつけられ表示部20で表示さ
れる。
の動作を説明する。まずプローブ１は駆動パルス発生器
２により駆動され、被検体に対してａ、ｂ、ｃ、・・・
各方向に順次超音波パルスを送信してセクタ走査を行
う。最初にａ方向に数回、例えば10回程度超音波パルス
が送信される。被検体内の血流で反射されてドプラ偏移
した信号は同一プローブ１によって受信され、電気信号
に変換されて受信回路３に送られる。受信回路３から出
力された信号の内一方は検波器21、A/D変換器22を介し
てフレームメモリ17へ送られ、他方は位相検波される。
まず駆動パルス発生器２に同期した発振器４の出力はミ
キサ６、他方は位相器５により90度位相シフトしたのち
ミキサ７に加えられ受信回路３の出力に混合される。ミ
キサ６、７の出力に対しロウパスフィルタ８、９により
ドプラ周波数帯の信号成分を通過させることによりI,Q
各ドプラ偏移信号が得られる。ロウパスフィルタ８、９
のドプラ偏移信号出力はA/D変換器10、11によりディジ
タルデータに変換されメモリ12、13に記憶される。メモ
リ12、13にはａ方向への一連の送信、この場合には10回
の送信、で得られた各ドプラ偏移信号がａ方向の各サン
プル点、例えば256点について記憶される。次にメモリ1
2、13に記憶されたドプラ偏移信号は各サンプル点につ
いて10個のデータ列として読み出される。読み出された
データ列は低周波信号除去器14、15により血管壁等から
の低周波信号成分が除去され血流からのドプラ偏移信号
が抽出される。低周波信号除去器14、15の出力は周波数
分析器16より平均周波数、すなわちドプラ偏移周波数fd
およびその符号が計算される。このドプラ偏移周波数fd
は血流の速度Ｖ、その符号は血流の方向を表す。平均周
波数の評価方法としては自己相関によるものが一般的で
あるが、離散フーリエ変換を行いパワースペクトルを求
め周波数の１次モーメントを求める方法によるもの等さ
まざまな方法が可能である。このようにしてａ方向の各
サンプル点について周波数分析器16で得られたドプラ偏
移周波数fd,すなわち血流速度Ｖの値はフレームメモリ1
7へ書き込まれる。以下、b,c,の各走査方向に対しても
同様な動作が繰り返されて、各走査方向に対応した血流
像（流速分布像）が作られる。フレームメモリ17には検
波器21の出力も書き込まれ断層像が作られる。カラーエ
ンコーダ18において、フレームメモリ17の出力の内、血
流像に相当する部分には色がつけられ表示部20で表示さ
れる。
ここで前記低周波信号除去器14、15の原理を説明す
る。低周波信号除去器14、15は基本的に同等な動作をす
るので一方の動作のみを説明する。
る。低周波信号除去器14、15は基本的に同等な動作をす
るので一方の動作のみを説明する。
Ｉ、またはＱのドプラ偏移信号のデータ列をｈ（ｎ）
（ｎ＝０〜Ｎ−1,Nは10程度以下）と表す。低周波信号
成分に対するＭ次の近似関数を２次関数とする。
（ｎ＝０〜Ｎ−1,Nは10程度以下）と表す。低周波信号
成分に対するＭ次の近似関数を２次関数とする。
Ｍ≦Ｎ−２の関数が成り立っている。近似関数の値を
データ列でｙ（ｎ）と表す。ｙ（ｎ）は次式で表せる。
データ列でｙ（ｎ）と表す。ｙ（ｎ）は次式で表せる。
ｙ（ｎ）＝ａ・n2＋ｂ・ｎ＋ｃ （２） 係数a,b,cは次式で定義される残差Ｓ が最小となるように決定される。Ｓが最小となる条件は
次式から得られる。
次式から得られる。
上式の∂s/∂ａ＝０より以下の関係が得られる。
但し を表す。
σ４＝Σn4 σ３＝Σn3 σ２＝Σn2 〔ｈσ２〕＝Σｈ（ｎ）・n2 同様な関係が∂s/∂ｂ＝0,∂s/∂ｃ＝０より得られ以
上をまとめると以下の連立方程式が得られる。
上をまとめると以下の連立方程式が得られる。
ａ・σ４＋ｂ・σ３＋ｃ・σ２＝〔ｈσ２〕 ａ・σ３＋ｂ・σ２＋ｃ・σ１＝〔ｈσ１〕 ａ・σ２＋ｂ・σ１＋ｃ・σ０＝〔ｈσ０〕 （５） 但し、 σ１＝Σn1 σ０＝Σn0＝Ｎ 〔ｈσ１〕＝Σｈ（ｎ）・ｎ 〔ｈσ０〕＝Σｈ（ｎ） 上記した連立方程式より未知数a,b,cを求めることが
できる。クラメルの公式を用いると例えばａは次式で表
すことができる。
できる。クラメルの公式を用いると例えばａは次式で表
すことができる。
但し、 b,cについても類似の式で表すことができる。
以上の式においてｎを−３〜４まで変化させた場合に
は次式が得られる。
は次式が得られる。
上式において定数による除算は乗算に書直すことが可
能であり、又右辺の（n2−ｎ−５）はあらかじめ計算し
ておくことができるので結局未知数a,b,cは次式の様な
演算で求めることが可能である。
能であり、又右辺の（n2−ｎ−５）はあらかじめ計算し
ておくことができるので結局未知数a,b,cは次式の様な
演算で求めることが可能である。
ａ＝Σｈ（ｎ）・ｕ（ｎ） ｂ＝Σｈ（ｎ）・ｖ（ｎ） ｃ＝Σｈ（ｎ）・ｗ（ｎ） （６） 但し、 ｎ＝−３〜４ 従って未知数a,b,cはデータ列ｈ（ｎ）と定数の積和
を８回繰返すことによりそれぞれ求めることができる。
を８回繰返すことによりそれぞれ求めることができる。
以上のようにして求めた係数a,b,cより近似関数の値
ｙ（ｎ）を（２）式を用いて容易に得ることができる。
ｙ（ｎ）を（２）式を用いて容易に得ることができる。
以上の様にして求めたｙ（ｎ）とｈ（ｎ）の差△ｈ
（ｎ）が低周波信号除去器14、15の出力となる。以上の
各数式と第２図のブロック図の構成要素との対応関係は
以下の様になる。メモリ14から出力されたデータ列ｈ
（ｎ）はメモリ23に記憶される。ＲM24には（６）式
のｕ（ｎ）,v（ｎ）,w（ｎ）の値が書込まれている。
（６）式の積和演算は乗算器25と累積加算器26により実
行される。得られた係数a,b,cの値はメモリ27に記憶さ
れる。ＲM28には（２）式におけるn2,nの値が書込ま
れている。（２）式の積和演算は乗算器29と累積加算器
30により実行される。得られたｙ（ｎ）の値はメモリ31
に記憶される。メモリ23、27、31、ＲM24、28、乗算
器25、29、累積加算器26、30でＭ次多項式近似手段32を
構成する。データ列ｈ（ｎ）のすべての値と近似値ｙ
（ｎ）との差を求める手段は、メモリ23からデータ列ｈ
（ｎ）を再度読み出すことにより減算器33により実現で
きる。なお減算器33は近似値ｙ（ｎ）との差を求めると
き以外は動作しないものである。減算器33の出力△ｈ
（ｎ）はメモリ34に記憶される。メモリ34に記憶された
データ△ｈ（ｎ）は周波数分析器16へ送られる。
（ｎ）が低周波信号除去器14、15の出力となる。以上の
各数式と第２図のブロック図の構成要素との対応関係は
以下の様になる。メモリ14から出力されたデータ列ｈ
（ｎ）はメモリ23に記憶される。ＲM24には（６）式
のｕ（ｎ）,v（ｎ）,w（ｎ）の値が書込まれている。
（６）式の積和演算は乗算器25と累積加算器26により実
行される。得られた係数a,b,cの値はメモリ27に記憶さ
れる。ＲM28には（２）式におけるn2,nの値が書込ま
れている。（２）式の積和演算は乗算器29と累積加算器
30により実行される。得られたｙ（ｎ）の値はメモリ31
に記憶される。メモリ23、27、31、ＲM24、28、乗算
器25、29、累積加算器26、30でＭ次多項式近似手段32を
構成する。データ列ｈ（ｎ）のすべての値と近似値ｙ
（ｎ）との差を求める手段は、メモリ23からデータ列ｈ
（ｎ）を再度読み出すことにより減算器33により実現で
きる。なお減算器33は近似値ｙ（ｎ）との差を求めると
き以外は動作しないものである。減算器33の出力△ｈ
（ｎ）はメモリ34に記憶される。メモリ34に記憶された
データ△ｈ（ｎ）は周波数分析器16へ送られる。
第３図に低周波信号除去器の周波数特性を示す。この
場合の入力データ列の個数は８、２似多項式による近似
を行っている。第３図において正規化周波数Ｆ＝1.0は1
/2T（Ｔはデータ間隔時間）の周波数に相当する。
場合の入力データ列の個数は８、２似多項式による近似
を行っている。第３図において正規化周波数Ｆ＝1.0は1
/2T（Ｔはデータ間隔時間）の周波数に相当する。
一般にＮ個のデータ列に対してはＮケの未知数を有す
るＮ−１次多項式による近似が可能であるが、このよう
な多項式でデータ列との差をとると本来抽出すべき高周
波成分までが除去されてしまうので多項式の次数Ｍの値
はＭ≦Ｎ−２を満足するように選んだ方が良い。いずれ
にせよ第３図の周波数特性はドプラ偏移信号から不要な
低周波信号成分を除去するのに十分なものである。
るＮ−１次多項式による近似が可能であるが、このよう
な多項式でデータ列との差をとると本来抽出すべき高周
波成分までが除去されてしまうので多項式の次数Ｍの値
はＭ≦Ｎ−２を満足するように選んだ方が良い。いずれ
にせよ第３図の周波数特性はドプラ偏移信号から不要な
低周波信号成分を除去するのに十分なものである。
発明の効果 このように、上記実施例によれば、ドプラ信号のＮ個
のデータ列に対するＭ（０≦Ｍ≦Ｎ−２）次多項式によ
る近似値と、前記Ｎ個のデータ列のすべての値との差を
求める手段により得られたデータ列は、従来のデジタル
フィルタにより得られたデータ列のようにデータ数が減
少したり過渡現象を生じることがなくかつ十分に低域成
分が除去されているので、精度よる周波数分析を行い、
血流速度を求めることが可能になる。
のデータ列に対するＭ（０≦Ｍ≦Ｎ−２）次多項式によ
る近似値と、前記Ｎ個のデータ列のすべての値との差を
求める手段により得られたデータ列は、従来のデジタル
フィルタにより得られたデータ列のようにデータ数が減
少したり過渡現象を生じることがなくかつ十分に低域成
分が除去されているので、精度よる周波数分析を行い、
血流速度を求めることが可能になる。
第１図は本発明の一実施例における超音波ドプラ映像装
置のブロック図、第２図は同超音波ドプラ映像装置の要
部である低周波信号除去部のブロック図、第３図は同低
周波信号除去部の特性図、第４図は従来の超音波映像装
置のブロック図、第５図は従来のMTIのブロック図、第
６図は従来のMTIの特性図である。 １……プローブ、２……駆動パルス発生器、３……受信
回路、14,15……低周波信号除去器、16……周波数分析
器、32……Ｍ次多項式近似手段、33……減算器。
置のブロック図、第２図は同超音波ドプラ映像装置の要
部である低周波信号除去部のブロック図、第３図は同低
周波信号除去部の特性図、第４図は従来の超音波映像装
置のブロック図、第５図は従来のMTIのブロック図、第
６図は従来のMTIの特性図である。 １……プローブ、２……駆動パルス発生器、３……受信
回路、14,15……低周波信号除去器、16……周波数分析
器、32……Ｍ次多項式近似手段、33……減算器。
Claims (1)
- 【請求項１】被検体内に超音波パルスを送受信して被検
体内からの散乱超音波に基づき前記被検体内の散乱体の
移動速度情報を得る超音波ドプラ映像装置において、前
記散乱超音波からドプラ偏移信号を検出するドプラ信号
検出手段と、前記ドプラ信号検出手段により得られたＮ
個のデータ列に対するＭ（０≦Ｍ≦Ｎ−２）次多項式の
近似値と前記データ列のすべての値との差を求める手段
と、前記差を求める手段の出力に対する周波数分析手段
とを備えた超音波ドプラ映像装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2202136A JP2563656B2 (ja) | 1990-07-30 | 1990-07-30 | 超音波ドプラ映像装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2202136A JP2563656B2 (ja) | 1990-07-30 | 1990-07-30 | 超音波ドプラ映像装置 |
Publications (2)
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|---|---|
| JPH0484953A JPH0484953A (ja) | 1992-03-18 |
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ID=16452558
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2202136A Expired - Fee Related JP2563656B2 (ja) | 1990-07-30 | 1990-07-30 | 超音波ドプラ映像装置 |
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| JP (1) | JP2563656B2 (ja) |
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-
1990
- 1990-07-30 JP JP2202136A patent/JP2563656B2/ja not_active Expired - Fee Related
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| JPH0484953A (ja) | 1992-03-18 |
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