JP2633561B2 - 超音波血流イメージング装置 - Google Patents
超音波血流イメージング装置Info
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- JP2633561B2 JP2633561B2 JP62111838A JP11183887A JP2633561B2 JP 2633561 B2 JP2633561 B2 JP 2633561B2 JP 62111838 A JP62111838 A JP 62111838A JP 11183887 A JP11183887 A JP 11183887A JP 2633561 B2 JP2633561 B2 JP 2633561B2
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Description
【発明の詳細な説明】 ［発明の目的］ （産業上の利用分野） 本発明は、超音波のドプラ効果を利用して被検体内の
血流情報を求め、これを２次元表示する超音波血流イメ
ージング装置に関する。
血流情報を求め、これを２次元表示する超音波血流イメ
ージング装置に関する。
（従来の技術） 超音波ドプラ法と断層像を併用することによって一つ
のプローブで血流情報と断層像（Ｂモード像）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させ
るようにした超音波血流イメージング装置が知られてい
る。このような超音波血流イメージング装置によって血
流速度を測定する場合の動作原理は次の通りである。
のプローブで血流情報と断層像（Ｂモード像）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させ
るようにした超音波血流イメージング装置が知られてい
る。このような超音波血流イメージング装置によって血
流速度を測定する場合の動作原理は次の通りである。
すなわち、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波すると、この超音波ビームの中
心周波数fcは流動する血球によって散乱されドプラ偏移
を受けて周波数fdだけ変化して、この受波周波数ｆはｆ
＝fc＋fdの超音波となる。このとき周波数fc,fdは次式
のように示される。
して超音波パルスを送波すると、この超音波ビームの中
心周波数fcは流動する血球によって散乱されドプラ偏移
を受けて周波数fdだけ変化して、この受波周波数ｆはｆ
＝fc＋fdの超音波となる。このとき周波数fc,fdは次式
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とのなす角度 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。先ず第７図のように超音波プロ
ーブ１から被検体に対してA,B,C,……方向に順次超音波
パルスを送波してセクタスキャンを行うにあたり、第８
図の構成の超音波血流イメージング装置によってその超
音波パルスのスキャン制御が行われる。
は次のように行われる。先ず第７図のように超音波プロ
ーブ１から被検体に対してA,B,C,……方向に順次超音波
パルスを送波してセクタスキャンを行うにあたり、第８
図の構成の超音波血流イメージング装置によってその超
音波パルスのスキャン制御が行われる。
最初にＡ方向に超音波パルスが送波されると、被検体
内の血流でドプラ偏移されて反射されてきたエコー信号
は同一プローブ１によって受波され、電気信号に変換さ
れて受信回路２に送られる。
内の血流でドプラ偏移されて反射されてきたエコー信号
は同一プローブ１によって受波され、電気信号に変換さ
れて受信回路２に送られる。
次に位相検波回路３によってドプラ偏移信号が検出さ
れ、このドプラ偏移信号は超音波パルスの方向に設けら
れた例えば256個のサンプル点ごとにとらえられる。各
サンプル点でとらえられたドプラ偏移信号は周波数分析
器４で周波数分析され、分析結果がA/D変換されてD.S.
C.（ディジタル・スキャン・コンバータ）に送られた
後、表示部６にＡ方向の血流像が２次元画像としてリア
ルタイムで表示される。
れ、このドプラ偏移信号は超音波パルスの方向に設けら
れた例えば256個のサンプル点ごとにとらえられる。各
サンプル点でとらえられたドプラ偏移信号は周波数分析
器４で周波数分析され、分析結果がA/D変換されてD.S.
C.（ディジタル・スキャン・コンバータ）に送られた
後、表示部６にＡ方向の血流像が２次元画像としてリア
ルタイムで表示される。
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が表示されるこ
とになる。
れて、各スキャン方向に対応した血流像が表示されるこ
とになる。
ところで、このような従来の超音波血流イメージング
装置は、主として心臓領域の検査に用いられ、セクタ電
子走査型プローブにより肋間走査を行うようにしてい
る。
装置は、主として心臓領域の検査に用いられ、セクタ電
子走査型プローブにより肋間走査を行うようにしてい
る。
ところが、このセクタ電子走査型プローブによる肋間
走査では、心臓の所定部位に対して同一の超音波ビーム
偏向角しか用いていなかっため、超音波ビームに対して
直交する方向に流れる血流については測定不可能となっ
ている。
走査では、心臓の所定部位に対して同一の超音波ビーム
偏向角しか用いていなかっため、超音波ビームに対して
直交する方向に流れる血流については測定不可能となっ
ている。
また近年、リニア電子スキャン型プローブを用いて超
音波送受面に対して直交する方向に超音波送受を行うこ
とで血流情報を得る方式が試みられている。
音波送受面に対して直交する方向に超音波送受を行うこ
とで血流情報を得る方式が試みられている。
この方式においては超音波送受面に対して平行に走っ
ている血流の測定を可能とするためにプローブと体表面
との間に水袋を介在させて角度調整を行うようにしてい
る。
ている血流の測定を可能とするためにプローブと体表面
との間に水袋を介在させて角度調整を行うようにしてい
る。
しかしながら、生体の血流方向は一定ではなく、従っ
てこの場合においても、超音波ビームと直交する方向に
流れる血流については測定不可能であることに変りはな
い。
てこの場合においても、超音波ビームと直交する方向に
流れる血流については測定不可能であることに変りはな
い。
（発明が解決しようとする問題点） 上述したように従来装置においては、超音波ビームと
直交する方向に流れる血流については測定不可能となる
ために、血流方向によっては適切な血流情報表示が困難
になるという問題点を生じている。
直交する方向に流れる血流については測定不可能となる
ために、血流方向によっては適切な血流情報表示が困難
になるという問題点を生じている。
そこで本発明は上記の欠点を除去するもので、血流の
方向にかかわらず適切な血流情報表示を行い得る超音波
血流イメージング装置を提供することにある。
方向にかかわらず適切な血流情報表示を行い得る超音波
血流イメージング装置を提供することにある。
［発明の構成］ （問題点を解決するための手段） 本発明は、被検体に対して超音波の送受を行い、得ら
れたエコー信号に基づき断層像を表示すると共にこの断
層像に重ねて２次元血流情報をカラー表示する超音波血
流イメージング装置において、異なる第１、第２の超音
波ビーム偏向角それぞれについて所定の範囲のドプラス
キャンの実行を制御する制御手段と、前記第１、第２の
ドプラスキャンによって得られる各ピクセル毎の２つの
ドプラ情報に基づいて各ピクセル毎に超音波送受面より
の垂線と前記被検体内の血管とのなす角度、及び血流速
度とを求め、これを２次元血流情報として出力する血流
情報演算手段と、この血流情報を２次元カラー表示する
表示手段とを有することを特徴とするものである。
れたエコー信号に基づき断層像を表示すると共にこの断
層像に重ねて２次元血流情報をカラー表示する超音波血
流イメージング装置において、異なる第１、第２の超音
波ビーム偏向角それぞれについて所定の範囲のドプラス
キャンの実行を制御する制御手段と、前記第１、第２の
ドプラスキャンによって得られる各ピクセル毎の２つの
ドプラ情報に基づいて各ピクセル毎に超音波送受面より
の垂線と前記被検体内の血管とのなす角度、及び血流速
度とを求め、これを２次元血流情報として出力する血流
情報演算手段と、この血流情報を２次元カラー表示する
表示手段とを有することを特徴とするものである。
（作 用） 上記構成によれば、異なる超音波ビーム偏向角それぞ
れについての所定範囲内の複数のピクセルについてドプ
ラスキャンの実行を制御し、これにより得られた各ピク
セルのドプラ情報に基づいて各ピクセル毎に血流信号を
演算するうよにしているので、仮にいずれかの超音波ビ
ーム偏向角において超音波ビームと血流方向とが直交す
る場合でも、当該偏向角と異なる偏向角によるドプラ情
報を加味することができ、これにより血流の方向にかか
わらず適切な血流情報の２次元カラー表示が可能にな
る。また、超音波送受面よりの垂線と被検体の血管との
なす角度及び血流速度を求めて血流情報としているの
で、これらを表示することができ、より正確な血流情報
を得ることができる。
れについての所定範囲内の複数のピクセルについてドプ
ラスキャンの実行を制御し、これにより得られた各ピク
セルのドプラ情報に基づいて各ピクセル毎に血流信号を
演算するうよにしているので、仮にいずれかの超音波ビ
ーム偏向角において超音波ビームと血流方向とが直交す
る場合でも、当該偏向角と異なる偏向角によるドプラ情
報を加味することができ、これにより血流の方向にかか
わらず適切な血流情報の２次元カラー表示が可能にな
る。また、超音波送受面よりの垂線と被検体の血管との
なす角度及び血流速度を求めて血流情報としているの
で、これらを表示することができ、より正確な血流情報
を得ることができる。
（実施例） 第１図は本発明実施例の超音波血流イメージング装置
を示すブロック図である。
を示すブロック図である。
同図に示すように本実施例装置は、リニア電子走査型
超音波プローブ（以下、「プローブ」という）11,リニ
ア電子走査装置アナログ部12,90゜移相器25,ミキサ24a,
24b,ローパスフィルタ26a,26b,MTI（Moving Target Ind
icator）演算部27,EGC回路34,コントロール回路35,D.S.
C.（ディジタル・スキャン・コンバータ）19,血流情報
演算手段10,カラー処理回路20,D/A（ディジタル・アナ
ログ）変換器21,VTR（ビデオ・テープ・レコーダ）22,
カラーモニタ23を有する。
超音波プローブ（以下、「プローブ」という）11,リニ
ア電子走査装置アナログ部12,90゜移相器25,ミキサ24a,
24b,ローパスフィルタ26a,26b,MTI（Moving Target Ind
icator）演算部27,EGC回路34,コントロール回路35,D.S.
C.（ディジタル・スキャン・コンバータ）19,血流情報
演算手段10,カラー処理回路20,D/A（ディジタル・アナ
ログ）変換器21,VTR（ビデオ・テープ・レコーダ）22,
カラーモニタ23を有する。
リニア電子走査装置アナログ部12は、プリアンプ13,
パルサー14,発振器15,ディレイライン16,加算器17,検波
器18から構成されている。
パルサー14,発振器15,ディレイライン16,加算器17,検波
器18から構成されている。
加算器17から出力された信号のうち一方は検波器18,
ライン37を介してD.S.C.19へ送られ、断層像（Ｂモード
像）を表示するために供される。他方はライン39以下へ
送られ、血流像を表示するために供される。ライン39か
ら加えられた信号（ドプラ信号）は二分され各々ミキサ
24a,24bに加えられる。各ミキサ24a,24bにはまた90゜移
相器25によって発振器15からの基準信号からの基準信号
f0が90゜移相差を持たせて各々加えられて掛算が行われ
る。この結果ローパスフィルタ26a,26bにはドプラ偏移
信号fdと（2fo＋fd）信号が入力され、ローパスフィル
タ26a,26bによって高周波成分が除去されてドプラ偏移
信号fdのみが得られる。これは血流像のための移相検波
出力信号となる。
ライン37を介してD.S.C.19へ送られ、断層像（Ｂモード
像）を表示するために供される。他方はライン39以下へ
送られ、血流像を表示するために供される。ライン39か
ら加えられた信号（ドプラ信号）は二分され各々ミキサ
24a,24bに加えられる。各ミキサ24a,24bにはまた90゜移
相器25によって発振器15からの基準信号からの基準信号
f0が90゜移相差を持たせて各々加えられて掛算が行われ
る。この結果ローパスフィルタ26a,26bにはドプラ偏移
信号fdと（2fo＋fd）信号が入力され、ローパスフィル
タ26a,26bによって高周波成分が除去されてドプラ偏移
信号fdのみが得られる。これは血流像のための移相検波
出力信号となる。
第２図（ａ）乃至（ｃ）各信号波形を示すもので、
（ａ）はプローブ11から被検体に対して送波される送信
パルス、（ｂ）は被検体から反射された受信パルス（受
信エコー）、（ｃ）は位相検波出力である。
（ａ）はプローブ11から被検体に対して送波される送信
パルス、（ｂ）は被検体から反射された受信パルス（受
信エコー）、（ｃ）は位相検波出力である。
コントロール回路35は、本実施装置全体の動作制御を
司るもので、CPU（中央処理装置）を中心に構成されて
いる。例えばリニア電子走査装置アナログ部12,D.S.C.1
9はこのコントロール回路35の制御下にある。特にリニ
ア電子走査装置アナログ部12の動作制御においては、プ
ローブ11の振動子選択，ディレイライン16の遅延時間制
御等が行われ、これにより、異なる超音波ビーム偏向角
それぞれについてのドプラスキャンが可能となってい
る。異なる超音波ビーム偏向角としては、例えば角度θ
１及び角度θ２なる２種類が設定されている。第４図及
び第５図はそれぞれ偏向角θ1,θ２の場合の超音波送受
を示すものである。第５図ではθ２＝０としており、こ
の場合プローブ11の超音波送受面に直交する方向に送受
波が行われる。尚、第４図及び第５図において40で示す
のは被検体内の血管であり、この血管40と、超音波送受
面よりの垂線とのなす角をφとする。
司るもので、CPU（中央処理装置）を中心に構成されて
いる。例えばリニア電子走査装置アナログ部12,D.S.C.1
9はこのコントロール回路35の制御下にある。特にリニ
ア電子走査装置アナログ部12の動作制御においては、プ
ローブ11の振動子選択，ディレイライン16の遅延時間制
御等が行われ、これにより、異なる超音波ビーム偏向角
それぞれについてのドプラスキャンが可能となってい
る。異なる超音波ビーム偏向角としては、例えば角度θ
１及び角度θ２なる２種類が設定されている。第４図及
び第５図はそれぞれ偏向角θ1,θ２の場合の超音波送受
を示すものである。第５図ではθ２＝０としており、こ
の場合プローブ11の超音波送受面に直交する方向に送受
波が行われる。尚、第４図及び第５図において40で示す
のは被検体内の血管であり、この血管40と、超音波送受
面よりの垂線とのなす角をφとする。
上記のようにコントロール回路35の制御下で、θ1,θ
２なる２種類の偏向角それぞれについてのドプラスキャ
ンを実行するのが本実施例装置の特徴点の一つとなって
いる。
２なる２種類の偏向角それぞれについてのドプラスキャ
ンを実行するのが本実施例装置の特徴点の一つとなって
いる。
尚、このコントロール回路35が本発明における制御手
段に相当する。
段に相当する。
前記ローパスフィルタ26a,26bより出力された位相検
波出力信号には心臓の壁等のように動きの遅い物体から
の不要な反射信号（クラッタと称される）も含まれてい
るので、このクラッタを除去するため位相検波出力はMT
I演算部27に加えらえる。
波出力信号には心臓の壁等のように動きの遅い物体から
の不要な反射信号（クラッタと称される）も含まれてい
るので、このクラッタを除去するため位相検波出力はMT
I演算部27に加えらえる。
このMTI演算部27はA/D変換器28a,28b、MTIフィルタ29
a,29b、自己相関器30、平均速度演算部31、分散演算部3
2、パワー演算部33から構成されている。このMTIは移動
目標指示装置と称せられ、レーダに実用されておりドプ
ラ効果を利用して移動目標のみを検知する技術である。
例えば移動目標は飛行機、固定目標（クラッタ）はグラ
ンド（大地）、ウェザー（雨滴や雲）、エンジェル（鳥
等の集団）となる。
a,29b、自己相関器30、平均速度演算部31、分散演算部3
2、パワー演算部33から構成されている。このMTIは移動
目標指示装置と称せられ、レーダに実用されておりドプ
ラ効果を利用して移動目標のみを検知する技術である。
例えば移動目標は飛行機、固定目標（クラッタ）はグラ
ンド（大地）、ウェザー（雨滴や雲）、エンジェル（鳥
等の集団）となる。
これに対して本実施例装置において対応するものは、
移動目標は血球、クラッタは血管壁等となる。血球であ
る移動目標の速度が比較的遅いため、MTIフィルタ29a,2
9bの特性が非常に重要となる。第３図はこのMTIフィル
タの構成の一例を示している。1/Zは１レートの遅延、
Σは加算器、K1,K2は係数を示している。
移動目標は血球、クラッタは血管壁等となる。血球であ
る移動目標の速度が比較的遅いため、MTIフィルタ29a,2
9bの特性が非常に重要となる。第３図はこのMTIフィル
タの構成の一例を示している。1/Zは１レートの遅延、
Σは加算器、K1,K2は係数を示している。
自己相関器30は周波数分析法の一種であり、２次元の
多点の周波数分析をリアルタイムで行う必要性から用い
られている。
多点の周波数分析をリアルタイムで行う必要性から用い
られている。
平均速度演算部31においては、偏向角θ1,θ２による
ドプラスキャン毎にドプラ偏移信号を求める。偏向角θ
１によるドプラスキャンにおけるドプラ偏移信号をΔf1
とし、偏向角θ２によるドプラスキャンにおけるドプラ
偏移信号をΔf2とすると、Δf1,Δf2はそれぞれ次式に
よって求められ、この結果、同一画素（ピクセル）につ
いて２つの値が得られることになる。
ドプラスキャン毎にドプラ偏移信号を求める。偏向角θ
１によるドプラスキャンにおけるドプラ偏移信号をΔf1
とし、偏向角θ２によるドプラスキャンにおけるドプラ
偏移信号をΔf2とすると、Δf1,Δf2はそれぞれ次式に
よって求められ、この結果、同一画素（ピクセル）につ
いて２つの値が得られることになる。
ここに、 fc:超音波ビームの中心周波数 V:血流速度 c:音速 尚、分散演算部32及びパワー演算部33においてはそれ
ぞれ所定の演算実行により分散σ２及びパワーＰが求め
られる。
ぞれ所定の演算実行により分散σ２及びパワーＰが求め
られる。
血流情報演算手段10は、上記のドプラスキャンによる
ドプラ情報に基づいて血流情報を演算するもので、D.S.
C.19を介して取り込まれたデータに基づいて、ドプラ偏
移信号Δf1,Δf2同士を同一ピクセル間で比較し、信号
値の大きい方を血流情報として後段のカラー処理回路20
に送出するようになっている。各ピクセル毎の値はカラ
ー処理回路20によってカラー情報に変換され、この変換
情報がＢモード像情報と共にD/A変換器21を介してカラ
ーモニタ23,VTR22に送出される。
ドプラ情報に基づいて血流情報を演算するもので、D.S.
C.19を介して取り込まれたデータに基づいて、ドプラ偏
移信号Δf1,Δf2同士を同一ピクセル間で比較し、信号
値の大きい方を血流情報として後段のカラー処理回路20
に送出するようになっている。各ピクセル毎の値はカラ
ー処理回路20によってカラー情報に変換され、この変換
情報がＢモード像情報と共にD/A変換器21を介してカラ
ーモニタ23,VTR22に送出される。
上記構成の実施例装置において、先ず、コントロール
回路35の制御下でリニア電子走査アナログ部12により被
検体Ｂモード像を得るためのリニアスキャンが実行さ
れ、このリニアスキャンにより得られたＢモード情報が
D.S.C.19に書き込まれる。このD.S.C.19内のＢモード情
報はカラーモニタ23に送出され濃淡表示されることにな
る。
回路35の制御下でリニア電子走査アナログ部12により被
検体Ｂモード像を得るためのリニアスキャンが実行さ
れ、このリニアスキャンにより得られたＢモード情報が
D.S.C.19に書き込まれる。このD.S.C.19内のＢモード情
報はカラーモニタ23に送出され濃淡表示されることにな
る。
Ｂモード像情報収集後に、ドップラ情報を得るための
ドプラスキャンが実行される訳であるが、本実施例装置
の場合、コントロール回路35の制御下で、θ1,θ２なる
２種類の偏向角のそれぞれについてドプラスキャンが実
行される（第４図及び第５図参照）。各偏向角毎のドプ
ラスキャンによって得られたデータは、ミキサ24a,24b
及びローパスフィルタ26a,26bを介してMTI演算部27に取
り込まれる。しかしてMTI演算部27内の平均速度演算部3
1,分散演算部32パワー演算部33において所定の演算処理
が実行され、その演算結果がD.S.C.19を介して血流情報
演算手段10に取り込まれ、この血流情報演算手段10にお
いてΔf1,Δf2（前（２）式、（３）式参照）のうち信
号値の大きい方が選択され、これが血流情報としてカラ
ー変換回路20及びD/A変換回路21を介してカラーモニタ2
3に送出される。
ドプラスキャンが実行される訳であるが、本実施例装置
の場合、コントロール回路35の制御下で、θ1,θ２なる
２種類の偏向角のそれぞれについてドプラスキャンが実
行される（第４図及び第５図参照）。各偏向角毎のドプ
ラスキャンによって得られたデータは、ミキサ24a,24b
及びローパスフィルタ26a,26bを介してMTI演算部27に取
り込まれる。しかしてMTI演算部27内の平均速度演算部3
1,分散演算部32パワー演算部33において所定の演算処理
が実行され、その演算結果がD.S.C.19を介して血流情報
演算手段10に取り込まれ、この血流情報演算手段10にお
いてΔf1,Δf2（前（２）式、（３）式参照）のうち信
号値の大きい方が選択され、これが血流情報としてカラ
ー変換回路20及びD/A変換回路21を介してカラーモニタ2
3に送出される。
このように本実施例装置においては、異なる２種類の
偏向角のそれぞれについてドプラスキャンを実行し、ド
プラ偏移信号Δf1,Δf2の信号値比較により値の大きい
方を選択し、これを血流情報として表示に供するように
しているため、仮に偏向角θ1,θ２のうちいずれか一方
のドプラスキャンにおいて超音波ビームと血流方向とが
直交する場合でも他方のドプラスキャンによる血流情報
の選択により適切な血流情報表示（イメージング）が可
能となる。
偏向角のそれぞれについてドプラスキャンを実行し、ド
プラ偏移信号Δf1,Δf2の信号値比較により値の大きい
方を選択し、これを血流情報として表示に供するように
しているため、仮に偏向角θ1,θ２のうちいずれか一方
のドプラスキャンにおいて超音波ビームと血流方向とが
直交する場合でも他方のドプラスキャンによる血流情報
の選択により適切な血流情報表示（イメージング）が可
能となる。
尚、本発明は上記実施例に限定されるものではない。
例えば上記実施例では、血流情報演算手段10において
Δf1,Δf2のうち信号値の大きい方を選択し、それを血
流信号として表示に供するようにしたが、プローブ11の
超音波送受面よりの垂線と血管のなす角度φと、血流速
度Ｖとを求め、これを２次元カラー表示するようにして
もよい。φ,Vは前（２），（３）式の関係より求めるこ
とができる。第６図はこの場合のカラースケールの一例
を示すもので、これによれば、速度Ｖについては赤の輝
度変化によって表現され、角度φについては緑の輝度変
化によって表現される。このような２次元カラー表示に
よれば、血流速度Ｖと角度φとの関係をカラー像によっ
て直観的に認識することができる。
Δf1,Δf2のうち信号値の大きい方を選択し、それを血
流信号として表示に供するようにしたが、プローブ11の
超音波送受面よりの垂線と血管のなす角度φと、血流速
度Ｖとを求め、これを２次元カラー表示するようにして
もよい。φ,Vは前（２），（３）式の関係より求めるこ
とができる。第６図はこの場合のカラースケールの一例
を示すもので、これによれば、速度Ｖについては赤の輝
度変化によって表現され、角度φについては緑の輝度変
化によって表現される。このような２次元カラー表示に
よれば、血流速度Ｖと角度φとの関係をカラー像によっ
て直観的に認識することができる。
［発明の効果］ 以上詳述したように本発明によれば、血流の方向にか
かわらず適切な血流情報表示を行い得る超音波血流イメ
ージング装置を提供することができる。
かわらず適切な血流情報表示を行い得る超音波血流イメ
ージング装置を提供することができる。
第１図は本発明の一実施例装置のブロック図、第２図
（ａ），（ｂ），（ｃ）は本実施例装置の主要部の波形
図、第３図は本実施例装置の主要部のブロック図、第４
図及び第５図は本実施例装置におけるドプラスキャンの
説明図、第６図は他の実施例におけるカラー変換の説明
図、第７図及び第８図はそれぞれ従来例を示すスキャン
パターン図及びブロック図である。 10……血流情報演算手段、11……プローブ、 23……カラーモニタ、 35……コントロール回路（制御手段）。
（ａ），（ｂ），（ｃ）は本実施例装置の主要部の波形
図、第３図は本実施例装置の主要部のブロック図、第４
図及び第５図は本実施例装置におけるドプラスキャンの
説明図、第６図は他の実施例におけるカラー変換の説明
図、第７図及び第８図はそれぞれ従来例を示すスキャン
パターン図及びブロック図である。 10……血流情報演算手段、11……プローブ、 23……カラーモニタ、 35……コントロール回路（制御手段）。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (56)参考文献 特開 昭56−34329（ＪＰ，Ａ) 特開 昭54−21086（ＪＰ，Ａ) 特開 昭60−96232（ＪＰ，Ａ) 特開 昭61−206433（ＪＰ，Ａ) 特開 昭62−64340（ＪＰ，Ａ) 特開 昭62−72334（ＪＰ，Ａ) 特開 昭62−14837（ＪＰ，Ａ) 実開 昭54−22387（ＪＰ，Ｕ) 実開 昭55−154005（ＪＰ，Ｕ)
Claims (3)
- 【請求項１】被検体に対して超音波の送受を行い、得ら
れたエコー信号に基づき断層像を表示すると共にこの断
層像に重ねて２次元血流情報をカラー表示する超音波血
流イメージング装置において、異なる第１、第２の超音
波ビーム偏向角それぞれについて所定の範囲のドプラス
キャンの実行を制御する制御手段と、前記第１、第２の
ドプラスキャンによって得られる各ピクセル毎の２つの
ドプラ情報に基いて各ピクセル毎に超音波送受面よりの
垂線と前記被検体内の血管とのなす角度、及び血流速度
とを求め、これを２次元血流情報として出力する血流情
報演算手段と、この血流情報を２次元カラー表示する表
示手段とを有することを特徴とする超音波血流イメージ
ング装置。 - 【請求項２】前記表示手段は、前記血管とのなす角度及
び血流速度とをそれぞれ異なる色相とすると共に、その
輝度の相対的変化として表現することを特徴とする特許
請求の範囲第１項記載の超音波血流イメージング装置。 - 【請求項３】前記血流情報演算手段は、異なる超音波ビ
ーム偏向角それぞれについてのドプラスキャンによるド
プラ偏移信号同士を同一ピクセル間で比較し、信号値の
大きい方を血流情報として出力する特許請求の範囲第１
項記載の超音波血流イメージング装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP62111838A JP2633561B2 (ja) | 1987-05-07 | 1987-05-07 | 超音波血流イメージング装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP62111838A JP2633561B2 (ja) | 1987-05-07 | 1987-05-07 | 超音波血流イメージング装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS63275330A JPS63275330A (ja) | 1988-11-14 |
| JP2633561B2 true JP2633561B2 (ja) | 1997-07-23 |
Family
ID=14571439
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP62111838A Expired - Lifetime JP2633561B2 (ja) | 1987-05-07 | 1987-05-07 | 超音波血流イメージング装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP2633561B2 (ja) |
Families Citing this family (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| CN114518470B (zh) * | 2022-03-17 | 2023-08-08 | 国网河南省电力公司电力科学研究院 | 一种变压器内部绝缘油不均匀流速场声学成像检测方法 |
Family Cites Families (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS5634329A (en) * | 1979-08-27 | 1981-04-06 | Tokyo Shibaura Electric Co | Ultrasonic diagnosing device |
| JPS6096232A (ja) * | 1983-10-31 | 1985-05-29 | アロカ株式会社 | 超音波血流測定装置 |
| JPH0677584B2 (ja) * | 1985-03-12 | 1994-10-05 | 株式会社日立メデイコ | 超音波診断装置 |
-
1987
- 1987-05-07 JP JP62111838A patent/JP2633561B2/ja not_active Expired - Lifetime
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS63275330A (ja) | 1988-11-14 |
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