JP2774255B2 - 医療用超音波ドプラ装置 - Google Patents
医療用超音波ドプラ装置Info
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- G01S—RADIO DIRECTION-FINDING; RADIO NAVIGATION; DETERMINING DISTANCE OR VELOCITY BY USE OF RADIO WAVES; LOCATING OR PRESENCE-DETECTING BY USE OF THE REFLECTION OR RERADIATION OF RADIO WAVES; ANALOGOUS ARRANGEMENTS USING OTHER WAVES
- G01S15/00—Systems using the reflection or reradiation of acoustic waves, e.g. sonar systems
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- G01S—RADIO DIRECTION-FINDING; RADIO NAVIGATION; DETERMINING DISTANCE OR VELOCITY BY USE OF RADIO WAVES; LOCATING OR PRESENCE-DETECTING BY USE OF THE REFLECTION OR RERADIATION OF RADIO WAVES; ANALOGOUS ARRANGEMENTS USING OTHER WAVES
- G01S7/00—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00
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- G01S7/52023—Details of receivers
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- G01S7/52026—Extracting wanted echo signals
- G01S7/52028—Extracting wanted echo signals using digital techniques
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- Remote Sensing (AREA)
- Computer Networks & Wireless Communication (AREA)
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- Acoustics & Sound (AREA)
- Ultra Sonic Daignosis Equipment (AREA)
- Measurement Of Velocity Or Position Using Acoustic Or Ultrasonic Waves (AREA)
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、ドプラモードを有
する超音波ドプラ診断装置、さらに特定すれば、ドプラ
データを形成するために受信された連続波（ＣＷ）超音
波エコー信号のマルチチャネルデジタル信号処理を使用
する医療用超音波装置に関する。
する超音波ドプラ診断装置、さらに特定すれば、ドプラ
データを形成するために受信された連続波（ＣＷ）超音
波エコー信号のマルチチャネルデジタル信号処理を使用
する医療用超音波装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】超音波ドプラ法は、生体内の動きを非侵
襲的に検出しかつ測定するために広範に使用されており
かつ例えば患者の心臓、血管などの中の血流の検出およ
び測定のために、患者内の血流の非侵襲的な診断解析の
ための医療用超音波スキャナにおいて広範に使用されて
いる。
襲的に検出しかつ測定するために広範に使用されており
かつ例えば患者の心臓、血管などの中の血流の検出およ
び測定のために、患者内の血流の非侵襲的な診断解析の
ための医療用超音波スキャナにおいて広範に使用されて
いる。
【０００３】基本的には、超音波ドプラの２つの動作モ
ードがある。連続波（ＣＷ）およびパルス波（ＰＷ）。
ＰＷモードは、２次元の血流像（カラーフローイメー
ジ）を形成するために使用される速度データを得るため
に特に有用である。しかし、ＰＷドプラシステムのパル
ス繰り返しレート（ＰＲＦ）がエイリアス発生なしに検
出することができる最大流速を制限するので、ＣＷモー
ドは、比較的高い流速を正確に検出するために速度デー
タを得るために特に有用であることが認められている。
ードがある。連続波（ＣＷ）およびパルス波（ＰＷ）。
ＰＷモードは、２次元の血流像（カラーフローイメー
ジ）を形成するために使用される速度データを得るため
に特に有用である。しかし、ＰＷドプラシステムのパル
ス繰り返しレート（ＰＲＦ）がエイリアス発生なしに検
出することができる最大流速を制限するので、ＣＷモー
ドは、比較的高い流速を正確に検出するために速度デー
タを得るために特に有用であることが認められている。
【０００４】さらに、診断用超音波装置は通例、当業者
には知られているように、基本的に２次元の断層撮影画
像である所謂Ｂモード画像を形成する。Ｂモード画像
は、１つの領域を走査することができ、かつ、これも当
業者にはよく知られているように、通例、６４個または
１２８個のトランスデューサエレメントのリニヤアレイ
のような、幾つかある多重エレメントトランスデューサ
アレイのタイプの１つを使用する１つのトランスデュー
サを使用して形成される。他方において、ＣＷドプラ動
作は一般に、２つのトランスデューサを有する特別なト
ランスデューサプローブの使用を必要とし、そのうち１
つは送信のためのものでありかつ１つは受信のためのも
のである（当業者にはよく知られておりかつ一般にペン
シルプローブと称されている）。簡単化するために、ド
プラモードのみならず、Ｂモードに対しても使用可能で
あるデータを得るために、シングルプローブおよびその
受信信号処理回路を使用することが望ましい。このこと
を実現するための１つの技術は、“Ultrasonic Imaging
Apparatus for Displaying B-Mode and Doppler-Mode
Images”という名称であって、発明者 Sasaki et al で
１９９０年４月１０日に刊行されている米国特許第４９
１５１１５号明細書に記載されている。そこに記載され
ているように、送信される超音波パルスのステアリング
および集束を行いかつ従来のビーム成形器および画像プ
ロセッサがＢ−モード画像を形成することができるよう
に受信された信号に適当な個別遅延を施すために従来の
送受信制御回路を介してまずトランスデューサアレイを
動作させることによってデータが得られる。その後、ユ
ーザは、Ｂ−モード画像を観察し、かつＰＷドプラデー
タを得ることが望まれる方向および深度の指示によりカ
ーソルを用いて画像をマーキングすることができる。そ
れから、トランスデューサは、受信ドプラエコーを受信
しかつそこからドプラデータを形成するために、ＰＷド
プラモードにおいて動作される。ＣＷドプラモードは、
Sasaki et al には特に記載されていないことを述べて
おく。代わりに、Sasaki et al は、トランスデューサ
をドプラおよびＢ−モードの両方において動作すること
が望まれるときのトランスデューサの受信効率に注目し
ており、この問題を、受信効率特性曲線において２つの
ピークを有する超音波トランスデューサを使用すること
によって解決している。この場合、一方のピークはＢ−
モードイメージングにおいて使用される周波数の所に集
中しかつ他方のピークはＰＷドプラデータ収集に対して
使用される周波数のところに集中する。
には知られているように、基本的に２次元の断層撮影画
像である所謂Ｂモード画像を形成する。Ｂモード画像
は、１つの領域を走査することができ、かつ、これも当
業者にはよく知られているように、通例、６４個または
１２８個のトランスデューサエレメントのリニヤアレイ
のような、幾つかある多重エレメントトランスデューサ
アレイのタイプの１つを使用する１つのトランスデュー
サを使用して形成される。他方において、ＣＷドプラ動
作は一般に、２つのトランスデューサを有する特別なト
ランスデューサプローブの使用を必要とし、そのうち１
つは送信のためのものでありかつ１つは受信のためのも
のである（当業者にはよく知られておりかつ一般にペン
シルプローブと称されている）。簡単化するために、ド
プラモードのみならず、Ｂモードに対しても使用可能で
あるデータを得るために、シングルプローブおよびその
受信信号処理回路を使用することが望ましい。このこと
を実現するための１つの技術は、“Ultrasonic Imaging
Apparatus for Displaying B-Mode and Doppler-Mode
Images”という名称であって、発明者 Sasaki et al で
１９９０年４月１０日に刊行されている米国特許第４９
１５１１５号明細書に記載されている。そこに記載され
ているように、送信される超音波パルスのステアリング
および集束を行いかつ従来のビーム成形器および画像プ
ロセッサがＢ−モード画像を形成することができるよう
に受信された信号に適当な個別遅延を施すために従来の
送受信制御回路を介してまずトランスデューサアレイを
動作させることによってデータが得られる。その後、ユ
ーザは、Ｂ−モード画像を観察し、かつＰＷドプラデー
タを得ることが望まれる方向および深度の指示によりカ
ーソルを用いて画像をマーキングすることができる。そ
れから、トランスデューサは、受信ドプラエコーを受信
しかつそこからドプラデータを形成するために、ＰＷド
プラモードにおいて動作される。ＣＷドプラモードは、
Sasaki et al には特に記載されていないことを述べて
おく。代わりに、Sasaki et al は、トランスデューサ
をドプラおよびＢ−モードの両方において動作すること
が望まれるときのトランスデューサの受信効率に注目し
ており、この問題を、受信効率特性曲線において２つの
ピークを有する超音波トランスデューサを使用すること
によって解決している。この場合、一方のピークはＢ−
モードイメージングにおいて使用される周波数の所に集
中しかつ他方のピークはＰＷドプラデータ収集に対して
使用される周波数のところに集中する。
【０００５】ＣＷドプラモードに対してマルチエレメン
トトランスデューサアレイを使用することが望ましい。
というのは、送信ビームのステアリングおよび受信集束
により結果的に、ＳＮ比が改善され、同時にドプラサン
プルボリューム（ＣＷ送信および受信ビーム間のオーバ
ラップ領域）を一層良好に選択することが可能になるか
らである。“Method of CW Doppler Imaging Using Var
iably Focused Ultrasonic Transducer Array ”という
名称であって、発明者 Riley et al で１９８６年７月
８日に刊行されている米国特許第４５９８５８９号明細
書には、従来のアナログ信号処理技術を使用して、ＣＷ
ドプラ画像を得るためのマルチエレメントトランスデュ
ーサアレイの動作が記載されている。
トトランスデューサアレイを使用することが望ましい。
というのは、送信ビームのステアリングおよび受信集束
により結果的に、ＳＮ比が改善され、同時にドプラサン
プルボリューム（ＣＷ送信および受信ビーム間のオーバ
ラップ領域）を一層良好に選択することが可能になるか
らである。“Method of CW Doppler Imaging Using Var
iably Focused Ultrasonic Transducer Array ”という
名称であって、発明者 Riley et al で１９８６年７月
８日に刊行されている米国特許第４５９８５８９号明細
書には、従来のアナログ信号処理技術を使用して、ＣＷ
ドプラ画像を得るためのマルチエレメントトランスデュ
ーサアレイの動作が記載されている。
【０００６】Ｂ−モードイメージングに対するビーム成
形信号処理はデジタル技術を含み始めており、一方ＵＣ
Ｗドプラは現在アナログ技術を使用して実現されている
ことを述べておく。しかし、Ｂ−モード処理に対して現
在使用されている同じデジタルビーム成形技術を使用し
て、Ｂ−モードまたはＣＷドプラ動作に対して許容され
る、マルチエレメントトランスデューサアレイに対する
デュアルモード動作を含んでいることが望まれる。アナ
ログ回路に比べてマイクロプロセッサ制御のより生じる
大きなフレキシビリティのためデジタルビーム成形技術
が望ましい。しかし、デジタル処理をＣＷドプラエコー
に対して使用しようとするときＳＮ比問題が生じ、一方
この問題は、ＰＷドプラまたはＢ−モードエコーを処理
するときは生じない。すなわち、ＰＷドプラおよびＢ−
モードイメージングにおいて、従来のパルス操作では、
レンジゲート技術との組み合わせにおいて、送信された
超音波信号および送信された超音波信号の、近フィール
ドリフレクタからの反射のトランスデューサエレメント
間クロストークによって惹き起こされる大きな振幅のク
ラッタ信号は検出されない。これらの信号は、８０ない
し１００ｄＢのオーダであって、所望の信号より非常に
大きいので、エコーデジタル化は現在、このような高速
の（例えば３６ＭＨｚの）Ａ／Ｄコンバータが大抵１０
ビット語を発生することから、約６０ｄＢに制限される
と云う問題が存在する。さらに、非常に大きなクラッタ
信号がある場合、非常に低いレベルのドプラシフト信号
のデジタル検出を可能にするために近い将来においてＡ
／Ｄコンバータのダイナミックレンジを高めることは技
術的および／または経済的に困難である。
形信号処理はデジタル技術を含み始めており、一方ＵＣ
Ｗドプラは現在アナログ技術を使用して実現されている
ことを述べておく。しかし、Ｂ−モード処理に対して現
在使用されている同じデジタルビーム成形技術を使用し
て、Ｂ−モードまたはＣＷドプラ動作に対して許容され
る、マルチエレメントトランスデューサアレイに対する
デュアルモード動作を含んでいることが望まれる。アナ
ログ回路に比べてマイクロプロセッサ制御のより生じる
大きなフレキシビリティのためデジタルビーム成形技術
が望ましい。しかし、デジタル処理をＣＷドプラエコー
に対して使用しようとするときＳＮ比問題が生じ、一方
この問題は、ＰＷドプラまたはＢ−モードエコーを処理
するときは生じない。すなわち、ＰＷドプラおよびＢ−
モードイメージングにおいて、従来のパルス操作では、
レンジゲート技術との組み合わせにおいて、送信された
超音波信号および送信された超音波信号の、近フィール
ドリフレクタからの反射のトランスデューサエレメント
間クロストークによって惹き起こされる大きな振幅のク
ラッタ信号は検出されない。これらの信号は、８０ない
し１００ｄＢのオーダであって、所望の信号より非常に
大きいので、エコーデジタル化は現在、このような高速
の（例えば３６ＭＨｚの）Ａ／Ｄコンバータが大抵１０
ビット語を発生することから、約６０ｄＢに制限される
と云う問題が存在する。さらに、非常に大きなクラッタ
信号がある場合、非常に低いレベルのドプラシフト信号
のデジタル検出を可能にするために近い将来においてＡ
／Ｄコンバータのダイナミックレンジを高めることは技
術的および／または経済的に困難である。
【０００７】しかし、信号ディザ化の周知技術を、Ａ／
Ｄコンバータのダイナミックレンジ性能を改善するため
に使用することができることが考えられる。この観点に
おいて、マルチプルな並列チャネルが、ドプラ情報信号
を形成するために受信されたエコーをデジタル化しかつ
処理するとき、同じディザ信号が受信されたそれぞれの
信号に加算されることを防止かつ最終的に形成されるビ
ームにおいてディザ信号のな加算が行われるようにする
ために、それぞれのデジタル化信号処理チャネルに対し
て種々のディザ信号源が必要になってくる。この要求
は、ステアリング可能なＣＷドプラを実現するために、
回路を極めて増大し、煩雑にしかつコストを高める結果
になる。
Ｄコンバータのダイナミックレンジ性能を改善するため
に使用することができることが考えられる。この観点に
おいて、マルチプルな並列チャネルが、ドプラ情報信号
を形成するために受信されたエコーをデジタル化しかつ
処理するとき、同じディザ信号が受信されたそれぞれの
信号に加算されることを防止かつ最終的に形成されるビ
ームにおいてディザ信号のな加算が行われるようにする
ために、それぞれのデジタル化信号処理チャネルに対し
て種々のディザ信号源が必要になってくる。この要求
は、ステアリング可能なＣＷドプラを実現するために、
回路を極めて増大し、煩雑にしかつコストを高める結果
になる。
【０００８】
【発明が解決しようとする課題】本発明の課題は、マル
チエレメントトランスデューサアレイを使用する超音波
イメージング装置に対するＣＷドプラ動作モードを実現
可能にすることである。
チエレメントトランスデューサアレイを使用する超音波
イメージング装置に対するＣＷドプラ動作モードを実現
可能にすることである。
【０００９】本発明の別の課題は、ＢまたはＰＷドプラ
動作モードに対して使用される同じデジタルビーム成形
回路を使用して処理すべきＣＷドプラエコー信号を実現
可能にすることである。
動作モードに対して使用される同じデジタルビーム成形
回路を使用して処理すべきＣＷドプラエコー信号を実現
可能にすることである。
【００１０】本発明のさらに別の課題は、このようなデ
ジタルビーム成形処理を簡単かつ低コストの装置におい
て行うようにすることである。
ジタルビーム成形処理を簡単かつ低コストの装置におい
て行うようにすることである。
【００１１】本発明のこれらの課題および別の課題は、
本発明の有利な実施例の後からの説明、添付図面および
特許請求の範囲から明らかになる。
本発明の有利な実施例の後からの説明、添付図面および
特許請求の範囲から明らかになる。
【００１２】
【課題を解決するための手段】本発明の１つの態様によ
れば、マルチエレメント圧電トランスデューサと、Ｂ−
モード画像を形成するためのデジタルビーム成形器とを
有する超音波イメージング装置において、前記圧電トラ
ンスデューサにおける複数のエレメントがＣＷドプラエ
コー信号を受信するために使用される。受信されたそれ
ぞれのＣＷドプラ信号は、複数のＡ／Ｄコンバータのそ
れぞれ１つに供給される。１つの単一ディザ源が、Ａ／
Ｄコンバータのそれぞれに対して共通に供給される１つ
のディザ信号を発生する。よく知られているように、デ
ィザ信号は一般に、Ａ／Ｄコンバータのダイナミックレ
ンジを拡大するために使用することができるが、超音波
ビーム成形器は複数の並列チャネルからのエコー信号の
同相の加算を含んでいるので、１つの共通のディザ信号
にまた、ビーム成形器における同相の加算が行われるこ
とになりかつ結果的に成形されたビームに受け入れられ
ない大きなディザ信号が生じることが予測される。それ
故に、ＣＷドプラ信号を処理するためにデジタルビーム
成形器の設計において、並列チャネルのそれぞれが、他
の並列なチャネルのディザ信号とコヒーレントでないそ
れ自体のディザ信号を有するべきであるということが予
測される。しかし、本発明によれば、単一のディザ信号
は、Ａ／Ｄコンバータそれぞれに共通に供給される。発
明者の認識によれば、ビーム成形器の多数の並列チャネ
ルの間に存在する信号処理における僅かな増幅度差およ
び異なった遅延度が、それぞれのチャネルに供給される
ディザ信号がビーム成形過程の期間に同相加算されるこ
とを防止するのに十分である。
れば、マルチエレメント圧電トランスデューサと、Ｂ−
モード画像を形成するためのデジタルビーム成形器とを
有する超音波イメージング装置において、前記圧電トラ
ンスデューサにおける複数のエレメントがＣＷドプラエ
コー信号を受信するために使用される。受信されたそれ
ぞれのＣＷドプラ信号は、複数のＡ／Ｄコンバータのそ
れぞれ１つに供給される。１つの単一ディザ源が、Ａ／
Ｄコンバータのそれぞれに対して共通に供給される１つ
のディザ信号を発生する。よく知られているように、デ
ィザ信号は一般に、Ａ／Ｄコンバータのダイナミックレ
ンジを拡大するために使用することができるが、超音波
ビーム成形器は複数の並列チャネルからのエコー信号の
同相の加算を含んでいるので、１つの共通のディザ信号
にまた、ビーム成形器における同相の加算が行われるこ
とになりかつ結果的に成形されたビームに受け入れられ
ない大きなディザ信号が生じることが予測される。それ
故に、ＣＷドプラ信号を処理するためにデジタルビーム
成形器の設計において、並列チャネルのそれぞれが、他
の並列なチャネルのディザ信号とコヒーレントでないそ
れ自体のディザ信号を有するべきであるということが予
測される。しかし、本発明によれば、単一のディザ信号
は、Ａ／Ｄコンバータそれぞれに共通に供給される。発
明者の認識によれば、ビーム成形器の多数の並列チャネ
ルの間に存在する信号処理における僅かな増幅度差およ
び異なった遅延度が、それぞれのチャネルに供給される
ディザ信号がビーム成形過程の期間に同相加算されるこ
とを防止するのに十分である。
【００１３】本発明の別の態様によれば、ＣＷドプラ信
号のサンプリングから生じる、Ａ／Ｄコンバータの量子
化誤差の周期性は、ドプラプロセッサに含まれている、
デジタルフィルタのパラメータの適当な選択によって取
り除かれる。
号のサンプリングから生じる、Ａ／Ｄコンバータの量子
化誤差の周期性は、ドプラプロセッサに含まれている、
デジタルフィルタのパラメータの適当な選択によって取
り除かれる。
【００１４】本発明のさらに別の態様によれば、ディザ
信号は、それが、ウォールフィルタのような、ドプラ信
号処理によって容易に除去することができるように、正
弦波状に形成されている。
信号は、それが、ウォールフィルタのような、ドプラ信
号処理によって容易に除去することができるように、正
弦波状に形成されている。
【００１５】
【発明の実施の形態】次に本発明を図示の実施例につき
図面を用いて詳細に説明する。
図面を用いて詳細に説明する。
【００１６】図１は、本発明を使用することができる、
医療用超音波システムのブロック線図である。このシス
テムは、超音波プローブ６と、送信ビーム成形器７と、
アナログ前置増幅部８と、Ａ／Ｄ変換段１０とを有して
いる。超音波プローブ６は、例えば線形アレイにおいて
配置されているマルチプル圧電トランスデューサエレメ
ントを有するマルチエレメント超音波トランスデューサ
を含んでいる。さらに、このシステムは、デジタル受信
ビーム成形器１２、復調器１４、走査変換器１６、ドプ
ラプロセッサ１８およびシステムコントローラ２０を有
している。周知のように、送信ビーム成形器７は、集束
されかつステアリングされた超音波ビームがプローブ６
を介して患者内に送信されるようにする制御可能な遅延
手段を含んでおりかつ受信ビーム成形器１２は、患者内
に送信された超音波ビームの反射から生じる受信された
エコーから受信ビームを成形するための制御可能な遅延
手段を含んでいる。これらはすべて、システムコントロ
ーラ２０によって制御される。
医療用超音波システムのブロック線図である。このシス
テムは、超音波プローブ６と、送信ビーム成形器７と、
アナログ前置増幅部８と、Ａ／Ｄ変換段１０とを有して
いる。超音波プローブ６は、例えば線形アレイにおいて
配置されているマルチプル圧電トランスデューサエレメ
ントを有するマルチエレメント超音波トランスデューサ
を含んでいる。さらに、このシステムは、デジタル受信
ビーム成形器１２、復調器１４、走査変換器１６、ドプ
ラプロセッサ１８およびシステムコントローラ２０を有
している。周知のように、送信ビーム成形器７は、集束
されかつステアリングされた超音波ビームがプローブ６
を介して患者内に送信されるようにする制御可能な遅延
手段を含んでおりかつ受信ビーム成形器１２は、患者内
に送信された超音波ビームの反射から生じる受信された
エコーから受信ビームを成形するための制御可能な遅延
手段を含んでいる。これらはすべて、システムコントロ
ーラ２０によって制御される。
【００１７】システムコントローラ２０は、詳しくは図
示されていない、キーボード、トラックボール、スイッ
チなどのような装置を含んでいるユーザインタフェース
手段を有しており、それを介してシステムのオペレータ
は、システムを、Ｂ−イメージングモード、ＰＷドプラ
モード、同時イメージング／ＰＷドプラモードまたはＣ
Ｗドプラモードに設定することができる。Ｂ−イメージ
ングモードにおいて、ビーム成形器１２は、患者の身体
の断面を通って拡がる一連の走査線に沿って受信された
超音波エコーの強度を表す高周波信号をその出力側に発
生する。これらの高周波信号は、復調器１４によって復
調される。復調器は実質的に、Ｂ−イメージングモード
の期間に発生された高周波信号に基づいて検出機能を実
施する。復調器１４の出力側において現れる検出された
イメージ信号は、走査変換器１６に供給される。周知の
ように、走査変換器は、画像の単一フレームを形成す
る、複数の走査線に対するエコーデータを累積する。扇
状走査フォーマットに対して、走査変換器はまた、この
種のデータを、ビデオモニタにおける表示に適した方形
ラスタ走査フォーマットに変換する。それから順次連続
する画像フレームは、リアルタイムでビデオ画像ディス
プレイ２２上に表示される。
示されていない、キーボード、トラックボール、スイッ
チなどのような装置を含んでいるユーザインタフェース
手段を有しており、それを介してシステムのオペレータ
は、システムを、Ｂ−イメージングモード、ＰＷドプラ
モード、同時イメージング／ＰＷドプラモードまたはＣ
Ｗドプラモードに設定することができる。Ｂ−イメージ
ングモードにおいて、ビーム成形器１２は、患者の身体
の断面を通って拡がる一連の走査線に沿って受信された
超音波エコーの強度を表す高周波信号をその出力側に発
生する。これらの高周波信号は、復調器１４によって復
調される。復調器は実質的に、Ｂ−イメージングモード
の期間に発生された高周波信号に基づいて検出機能を実
施する。復調器１４の出力側において現れる検出された
イメージ信号は、走査変換器１６に供給される。周知の
ように、走査変換器は、画像の単一フレームを形成す
る、複数の走査線に対するエコーデータを累積する。扇
状走査フォーマットに対して、走査変換器はまた、この
種のデータを、ビデオモニタにおける表示に適した方形
ラスタ走査フォーマットに変換する。それから順次連続
する画像フレームは、リアルタイムでビデオ画像ディス
プレイ２２上に表示される。
【００１８】システムがユーザによってＰＷドプラモー
ドにセットされているとき、オペレータは、Ｂ−モード
画像を検査しかつマーキングすることによって、ＰＷド
プラデータを収集すべきサンプルボリュームの位置をマ
ーキングする。マーキングされたボリュームは、選択さ
れた走査線に沿った選択された領域における１つのサン
プルセルに相関される。しかし、マルチエレメントトラ
ンスデューサアレイを使用したこの実施例において、集
束されかつステアリングされたＣＷドプラビームが可能
であり、かつそれ故に、送信および受信遅延の適当な制
御によって、集束されかつステアリングされたＣＷ送信
およびＣＷ受信ビームのオーバラップを有するＣＷドプ
ラ感応ボリュームを有することが可能である。その場合
受信ビーム成形器１２は、選択されたドプラ感応ボリュ
ームを含んでいるビーム方向から受信されたエコー信号
を表す順次連続する高周波ビームラインを発生する。復
調器１４は、ドプラモードの期間に発生された高周波ビ
ームライン信号をベースバンドまたは中間周波数に変換
し、かつその出力側において、ドプラプロセッサ１８に
供給される変調された同相成分（Ｉ）信号および直交成
分（Ｑ）信号を発生する。これらＩおよびＱ信号は合わ
せて、“ドプラ信号”と称される。ドプラプロセッサ１
は、このドプラ信号を処理しかつドプラディスプレイ２
４に供給する。このドプラディスプレイは、詳しく図示
されていないが、ビデオディスプレイにおけるドプラ信
号の空間特性のビデオ出力並びにスピーカのような、ド
プラオーディオディスプレイによって可聴音に変換され
るオーディオ出力を表示するためのビデオディスプレイ
を含んでいることができる。
ドにセットされているとき、オペレータは、Ｂ−モード
画像を検査しかつマーキングすることによって、ＰＷド
プラデータを収集すべきサンプルボリュームの位置をマ
ーキングする。マーキングされたボリュームは、選択さ
れた走査線に沿った選択された領域における１つのサン
プルセルに相関される。しかし、マルチエレメントトラ
ンスデューサアレイを使用したこの実施例において、集
束されかつステアリングされたＣＷドプラビームが可能
であり、かつそれ故に、送信および受信遅延の適当な制
御によって、集束されかつステアリングされたＣＷ送信
およびＣＷ受信ビームのオーバラップを有するＣＷドプ
ラ感応ボリュームを有することが可能である。その場合
受信ビーム成形器１２は、選択されたドプラ感応ボリュ
ームを含んでいるビーム方向から受信されたエコー信号
を表す順次連続する高周波ビームラインを発生する。復
調器１４は、ドプラモードの期間に発生された高周波ビ
ームライン信号をベースバンドまたは中間周波数に変換
し、かつその出力側において、ドプラプロセッサ１８に
供給される変調された同相成分（Ｉ）信号および直交成
分（Ｑ）信号を発生する。これらＩおよびＱ信号は合わ
せて、“ドプラ信号”と称される。ドプラプロセッサ１
は、このドプラ信号を処理しかつドプラディスプレイ２
４に供給する。このドプラディスプレイは、詳しく図示
されていないが、ビデオディスプレイにおけるドプラ信
号の空間特性のビデオ出力並びにスピーカのような、ド
プラオーディオディスプレイによって可聴音に変換され
るオーディオ出力を表示するためのビデオディスプレイ
を含んでいることができる。
【００１９】上述の個別構成エレメントのそれぞれの重
要な部分の構成および動作は当業者にはよく知られてい
るので、本発明を理解する上で必要である以上のこれら
の構成および動作の説明は省略する。
要な部分の構成および動作は当業者にはよく知られてい
るので、本発明を理解する上で必要である以上のこれら
の構成および動作の説明は省略する。
【００２０】図２には、図１の超音波装置の一部が詳し
く図示されている。適当なところでは、超音波装置の同
じ部分を指示するために同じ参照番号が使用されてい
る。わかりやすくするために、医療用超音波装置の受信
部のみが示されており、本発明を理解するために不必要
でありかつ従来通りの構成および動作である送信部は省
略されている。図２に示されているように、プローブ
は、複数の個別トランスデューサエレメント２０２を含
んでいる。各エレメント２０２は、アナログ前置増幅器
２０４と、Ａ／Ｄコンバータ２０６を有し、Ａ／Ｄコン
バータはデジタル化された受信された超音波エコー信号
をデジタルビーム成形器１２に供給する。図１との関連
において既述したように、受信ビーム成形器１２は、受
信されかつデジタル化された超音波エコー信号を超音波
ビームライン（２２）を形成するためにコヒーレントに
結合することができるように、これら信号に対して適当
な遅延を行う。
く図示されている。適当なところでは、超音波装置の同
じ部分を指示するために同じ参照番号が使用されてい
る。わかりやすくするために、医療用超音波装置の受信
部のみが示されており、本発明を理解するために不必要
でありかつ従来通りの構成および動作である送信部は省
略されている。図２に示されているように、プローブ
は、複数の個別トランスデューサエレメント２０２を含
んでいる。各エレメント２０２は、アナログ前置増幅器
２０４と、Ａ／Ｄコンバータ２０６を有し、Ａ／Ｄコン
バータはデジタル化された受信された超音波エコー信号
をデジタルビーム成形器１２に供給する。図１との関連
において既述したように、受信ビーム成形器１２は、受
信されかつデジタル化された超音波エコー信号を超音波
ビームライン（２２）を形成するためにコヒーレントに
結合することができるように、これら信号に対して適当
な遅延を行う。
【００２１】本発明の１つの態様によれば、ディザ信号
源２０８は共通のディザ信号Ｄを供給する。ディザ信号
は、Ａ／Ｄコンバータ２０６によるデジタル化の前に受
信されたエコービームにそれぞれ加算器２１０を介して
加算される。この加算器は、各チャネルにおいて丁度Ａ
／Ｄコンバータ２０６の前に設けられている。発明の関
連する技術分野において説明したように、Ａ／Ｄコンバ
ータのディザ化により、低い振幅信号を検出する能力が
高められ、これによりＡ／Ｄコンバータのダイナミック
レンジが効果的に高められる。ダイナミックレンジの高
まりは、装置をＣＷドプラモードにおいて動作するとき
殊に有効であるが、装置をＰＷドプラモードにおいて動
作する間も有用である。
源２０８は共通のディザ信号Ｄを供給する。ディザ信号
は、Ａ／Ｄコンバータ２０６によるデジタル化の前に受
信されたエコービームにそれぞれ加算器２１０を介して
加算される。この加算器は、各チャネルにおいて丁度Ａ
／Ｄコンバータ２０６の前に設けられている。発明の関
連する技術分野において説明したように、Ａ／Ｄコンバ
ータのディザ化により、低い振幅信号を検出する能力が
高められ、これによりＡ／Ｄコンバータのダイナミック
レンジが効果的に高められる。ダイナミックレンジの高
まりは、装置をＣＷドプラモードにおいて動作するとき
殊に有効であるが、装置をＰＷドプラモードにおいて動
作する間も有用である。
【００２２】Ａ／Ｄコンバータを扱っているものにはよ
く知られているように、ディザ信号によりＡ／Ｄコンバ
ータ２０６によって形成されるデジタル信号の最下位ビ
ット（ＬＳＢ）の特別な遷移が惹き起こされる。ディザ
信号源２０８は、例えばＬＳＢを＋／−０．５ＬＳＢ変
化させる振幅を有するディザ信号を発生する。図４のボ
ックカーフィルタとの関連において説明するように、有
利には、信号処理装置の出力側の近傍の点に位置付けら
れている平均化操作の結果として、Ａ／Ｄ変換の分解能
が明らかに高められる。
く知られているように、ディザ信号によりＡ／Ｄコンバ
ータ２０６によって形成されるデジタル信号の最下位ビ
ット（ＬＳＢ）の特別な遷移が惹き起こされる。ディザ
信号源２０８は、例えばＬＳＢを＋／−０．５ＬＳＢ変
化させる振幅を有するディザ信号を発生する。図４のボ
ックカーフィルタとの関連において説明するように、有
利には、信号処理装置の出力側の近傍の点に位置付けら
れている平均化操作の結果として、Ａ／Ｄ変換の分解能
が明らかに高められる。
【００２３】有利な実施例において、かつ本発明の別の
態様によれば、ディザ信号は正弦波状にされて、後に説
明するが、ウォールフィルタのような、ドプラプロセッ
サ１８において既に存在するフィルタによって容易に除
去することができる。この方法、すなわちディザ信号そ
れ自体は、Ａ／ＤコンバータのＳＮ比を低下しないが、
ランダムなノイズディザ信号がＳＮ比を低下することが
ある。
態様によれば、ディザ信号は正弦波状にされて、後に説
明するが、ウォールフィルタのような、ドプラプロセッ
サ１８において既に存在するフィルタによって容易に除
去することができる。この方法、すなわちディザ信号そ
れ自体は、Ａ／ＤコンバータのＳＮ比を低下しないが、
ランダムなノイズディザ信号がＳＮ比を低下することが
ある。
【００２４】有利な実施例において、プローブ６はそれ
ぞれ６４個が隣接している、１２８個のトランスデュー
サエレメント２０２を含んでおりかつこれらそれぞれの
送信信号処理チャネルは集束されかつステアリングされ
たＣＷＣＷ超音波ビームを（例えば４ＭＨｚにおいて）
患者の体内に送信するために使用されかつ隣接する６４
チャネルは、図３に示されているように、患者の体内の
所定の深さに対して集束される集束されたＣＷドプラビ
ームを制御されて受信するために使用される。装置のオ
ペレータは、ドプラデータを得ることが望まれるＣＷド
プラ感応ボリューム３００を選択するために図示されて
いないトラックボールのような制御可能なインタフェー
ス装置２１を操作することができる。ボリュームが選択
されると、システムコントローラ２０は、送信ビーム３
０２および受信ビーム３０４が選択されたボリュームに
おいてオーバラップするようにこれらビームのステアリ
ングおよび集束を制御しかつこれによりそのボリューム
における動きを表すドプラデータを得るために送信ビー
ム成形器７および受信ビーム成形器１２に対して適当な
遅延を行なう。
ぞれ６４個が隣接している、１２８個のトランスデュー
サエレメント２０２を含んでおりかつこれらそれぞれの
送信信号処理チャネルは集束されかつステアリングされ
たＣＷＣＷ超音波ビームを（例えば４ＭＨｚにおいて）
患者の体内に送信するために使用されかつ隣接する６４
チャネルは、図３に示されているように、患者の体内の
所定の深さに対して集束される集束されたＣＷドプラビ
ームを制御されて受信するために使用される。装置のオ
ペレータは、ドプラデータを得ることが望まれるＣＷド
プラ感応ボリューム３００を選択するために図示されて
いないトラックボールのような制御可能なインタフェー
ス装置２１を操作することができる。ボリュームが選択
されると、システムコントローラ２０は、送信ビーム３
０２および受信ビーム３０４が選択されたボリュームに
おいてオーバラップするようにこれらビームのステアリ
ングおよび集束を制御しかつこれによりそのボリューム
における動きを表すドプラデータを得るために送信ビー
ム成形器７および受信ビーム成形器１２に対して適当な
遅延を行なう。
【００２５】図４には、図１に示されている超音波シス
テムの復調器およびドプラプロセッサ部が図示されてお
り、これらはＣＷドプラ信号を処理しかつそこからディ
スプレイ用のドプラデータを形成するためのシステムコ
ントローラ２０ように構想されている。詳しく言えば、
復調部１４は混合器４０２および４０４を含んでおり、
これら混合器は、直交ＩおよびＱ変調されたドプラ信号
を形成するために、送信されたＣＷドプラ超音波信号の
周波数（例えば４ＭＨｚ）を有する直交正弦波信号によ
って作動される。Ｉ信号およびＱ信号の低域フィルタリ
ングは従来より、２ｆ0周波数成分を取り除くために必
要であり、かつこの実施例において、これら低域フィル
タはそれぞれ、混合器４０２および４０４によって発生
されたデジタル信号を累積しかつ間引く（デシメートす
る）ボックスカーフィルタとして構成されている。デジ
タル信号処理技術の当業者にはよく知られているよう
に、ボックスカーフィルタリングは実質的に、複数のデ
ジタル信号サンプルの累積または加算、それからの累積
されたサンプル数による累積和の除算によるサンプルの
平均化、およびさらに、その出力側に単一のマルチビッ
ト（例えば２４ビット）デジタル語を形成するための間
引き（デシメーション）である。この実施例において、
ボックスカーフィルタからその都度のデジタル語出力を
発生するために、５０４のデジタル信号サンプルが使用
される。各デジタル語は、選択されたビームラインに沿
った、例えば１２８個の点の１つを表している。
テムの復調器およびドプラプロセッサ部が図示されてお
り、これらはＣＷドプラ信号を処理しかつそこからディ
スプレイ用のドプラデータを形成するためのシステムコ
ントローラ２０ように構想されている。詳しく言えば、
復調部１４は混合器４０２および４０４を含んでおり、
これら混合器は、直交ＩおよびＱ変調されたドプラ信号
を形成するために、送信されたＣＷドプラ超音波信号の
周波数（例えば４ＭＨｚ）を有する直交正弦波信号によ
って作動される。Ｉ信号およびＱ信号の低域フィルタリ
ングは従来より、２ｆ0周波数成分を取り除くために必
要であり、かつこの実施例において、これら低域フィル
タはそれぞれ、混合器４０２および４０４によって発生
されたデジタル信号を累積しかつ間引く（デシメートす
る）ボックスカーフィルタとして構成されている。デジ
タル信号処理技術の当業者にはよく知られているよう
に、ボックスカーフィルタリングは実質的に、複数のデ
ジタル信号サンプルの累積または加算、それからの累積
されたサンプル数による累積和の除算によるサンプルの
平均化、およびさらに、その出力側に単一のマルチビッ
ト（例えば２４ビット）デジタル語を形成するための間
引き（デシメーション）である。この実施例において、
ボックスカーフィルタからその都度のデジタル語出力を
発生するために、５０４のデジタル信号サンプルが使用
される。各デジタル語は、選択されたビームラインに沿
った、例えば１２８個の点の１つを表している。
【００２６】Ｉ出力およびＱ出力はそれからドプラプロ
セッサ部１８に供給される。ドプラプロセッサは、当業
者にはよく知られているように、ウォールフィルタ４１
０および４１２を使用するＩ信号およびＱ信号のウォー
ルフィルタ処理、および、スペクトル情報を得る１つの
方法として、ウォールフィルタの出力の、高速フーリエ
変換（ＦＥＴ）プロセッサ４１４に対する供給を行う。
ＦＥＴプロセッサ４１４は、その出力側に、ドプラ信号
の周波数スペクトルを表す信号を送出する。この信号
は、ドプラデータを“表示する”ためにオーディオスピ
ーカまたはＢ−モード画像の傍らに沿ってドプラ画像を
表示するためにビデオスクリーンの１／２に供給するこ
とができる。周知のように、ウォールフィルタ４１０、
４１２は、上述の正弦波状ディザ信号を含んでいる不都
合な低周波成分をカットオフする高域フィルタを有する
ことができる。ＦＥＴプロセッサ４１４の出力側におけ
るドプラ信号はそれから、システムオペレータにドプラ
情報を提供するために、ビデオモニタおよびオーディオ
スピーカを含んでいるドプラディスプレイに供給され
る。
セッサ部１８に供給される。ドプラプロセッサは、当業
者にはよく知られているように、ウォールフィルタ４１
０および４１２を使用するＩ信号およびＱ信号のウォー
ルフィルタ処理、および、スペクトル情報を得る１つの
方法として、ウォールフィルタの出力の、高速フーリエ
変換（ＦＥＴ）プロセッサ４１４に対する供給を行う。
ＦＥＴプロセッサ４１４は、その出力側に、ドプラ信号
の周波数スペクトルを表す信号を送出する。この信号
は、ドプラデータを“表示する”ためにオーディオスピ
ーカまたはＢ−モード画像の傍らに沿ってドプラ画像を
表示するためにビデオスクリーンの１／２に供給するこ
とができる。周知のように、ウォールフィルタ４１０、
４１２は、上述の正弦波状ディザ信号を含んでいる不都
合な低周波成分をカットオフする高域フィルタを有する
ことができる。ＦＥＴプロセッサ４１４の出力側におけ
るドプラ信号はそれから、システムオペレータにドプラ
情報を提供するために、ビデオモニタおよびオーディオ
スピーカを含んでいるドプラディスプレイに供給され
る。
【００２７】本発明の別の態様によれば、ボックスカー
フィルタ４０６，４０８の長さは、ボックスカー長（累
積間隔）が、サイクル当たりのクラッタ信号のサンプル
数の整数倍を有するようにセットされている。すなわ
ち、例えば、Ａ／Ｄコンバータサンプリングレートが３
６ＭＨｚでありかつＣＷドプラ信号周波数が４ＭＨｚで
あるとき、サイクル当たりにドプラ信号の９個のＡ／Ｄ
サンプルが生じる。それ故に、それぞれのドプラデータ
点を検出するためにボックスカーフィルタによって平均
化されるサンプル数は、すなわちボックスカー長は、５
６×９イコール５０４のような、９の整数倍であるべき
である。このことは、クラッタ信号が、クラッタ信号の
比較的高い振幅のために、装置が検出しようとするドプ
ラ信号の振幅より大きい大きさのオーダにある振幅を有
する可能性が高い、Ａ／Ｄコンバータの量子化誤差を発
生する周期性を惹き起こす場合に重要である。ボックス
カーフィルタの長さを超音波周波数のサイクル当たりの
ＡＤサンプルの数の整数倍にすることによって、ボック
スカー長を上回るエラーは一定になり、かつそれ故にも
はや、低いレベルのドプラ信号の検出を妨げない。
フィルタ４０６，４０８の長さは、ボックスカー長（累
積間隔）が、サイクル当たりのクラッタ信号のサンプル
数の整数倍を有するようにセットされている。すなわ
ち、例えば、Ａ／Ｄコンバータサンプリングレートが３
６ＭＨｚでありかつＣＷドプラ信号周波数が４ＭＨｚで
あるとき、サイクル当たりにドプラ信号の９個のＡ／Ｄ
サンプルが生じる。それ故に、それぞれのドプラデータ
点を検出するためにボックスカーフィルタによって平均
化されるサンプル数は、すなわちボックスカー長は、５
６×９イコール５０４のような、９の整数倍であるべき
である。このことは、クラッタ信号が、クラッタ信号の
比較的高い振幅のために、装置が検出しようとするドプ
ラ信号の振幅より大きい大きさのオーダにある振幅を有
する可能性が高い、Ａ／Ｄコンバータの量子化誤差を発
生する周期性を惹き起こす場合に重要である。ボックス
カーフィルタの長さを超音波周波数のサイクル当たりの
ＡＤサンプルの数の整数倍にすることによって、ボック
スカー長を上回るエラーは一定になり、かつそれ故にも
はや、低いレベルのドプラ信号の検出を妨げない。
【００２８】本発明は、ＰＷドプラデータを処理すると
きも使用することができることを述べておく。しかしこ
の場合、ＲＰＦ（パルス繰り返し周波数）およびＰＷド
プラを用いて普通使用されるレンジゲート技術のため、
ＣＷドプラモードの期間に生じるほど大きな数の信号サ
ンプル数が生じることはない。すなわち、ＰＷ超音波周
波数が４ＭＨｚでありかつそれぞれのＰＲＦについて信
号の６サイクルが設定されていると仮定すれば、３６Ｍ
Ｈｚで動作するＡ／Ｄコンバータによってレンジゲート
内で近似的に５０個の有用なデジタルサンプルが生じる
ことになる。それ故に、ボックスカーフィルタに対する
近似的な長さは４５個のサンプルということになる（例
えば５×９）。
きも使用することができることを述べておく。しかしこ
の場合、ＲＰＦ（パルス繰り返し周波数）およびＰＷド
プラを用いて普通使用されるレンジゲート技術のため、
ＣＷドプラモードの期間に生じるほど大きな数の信号サ
ンプル数が生じることはない。すなわち、ＰＷ超音波周
波数が４ＭＨｚでありかつそれぞれのＰＲＦについて信
号の６サイクルが設定されていると仮定すれば、３６Ｍ
Ｈｚで動作するＡ／Ｄコンバータによってレンジゲート
内で近似的に５０個の有用なデジタルサンプルが生じる
ことになる。それ故に、ボックスカーフィルタに対する
近似的な長さは４５個のサンプルということになる（例
えば５×９）。
【００２９】このように、目的を果たしかつそこから得
られる利点をもたらす、超音波イメージング装置におけ
るステアリング可能なＣＷドプラを提供する優れた方法
および装置を図面を用いて説明してきた。しかし当業者
には、この明細書およびその有利な実施例を示す添付図
面を考慮すれば、本発明の数多くの変化、変形、変更お
よびその他の使用および適用が可能であることは明らか
である。例えば、正弦波状のディザ信号に代わってホワ
イトノイズディザ信号を使用することができる。さら
に、図示の実施例においては、単一の受信ビーム成形器
が示されているが、ビーム成形器は実際には、複数の部
分ビーム成形器を有していてよく、その場合それぞれ
が、最終的なドプラビームを成形するために、同じビー
ムラインに沿ってかまたはビーム信号の部分に割り当て
られる。この場合、そこに含まれている並列チャネルの
すべてに共通のディザ信号を供給する、ディザ信号発生
器とすることができる。本発明の思想および範囲を逸脱
しない、このような変化、変形、変更およびその他の使
用および用途はすべて、先に示した特許請求の範囲によ
ってのみ制限されている本発明によってカバーされてい
るものと考えられる。
られる利点をもたらす、超音波イメージング装置におけ
るステアリング可能なＣＷドプラを提供する優れた方法
および装置を図面を用いて説明してきた。しかし当業者
には、この明細書およびその有利な実施例を示す添付図
面を考慮すれば、本発明の数多くの変化、変形、変更お
よびその他の使用および適用が可能であることは明らか
である。例えば、正弦波状のディザ信号に代わってホワ
イトノイズディザ信号を使用することができる。さら
に、図示の実施例においては、単一の受信ビーム成形器
が示されているが、ビーム成形器は実際には、複数の部
分ビーム成形器を有していてよく、その場合それぞれ
が、最終的なドプラビームを成形するために、同じビー
ムラインに沿ってかまたはビーム信号の部分に割り当て
られる。この場合、そこに含まれている並列チャネルの
すべてに共通のディザ信号を供給する、ディザ信号発生
器とすることができる。本発明の思想および範囲を逸脱
しない、このような変化、変形、変更およびその他の使
用および用途はすべて、先に示した特許請求の範囲によ
ってのみ制限されている本発明によってカバーされてい
るものと考えられる。
【図１】本発明を使用することができる、医療用超音波
システムのブロック線図である。
システムのブロック線図である。
【図２】本発明の第１の態様を示す、図１に示されてい
る医療用超音波システムの先端部の一部のブロック線図
である。
る医療用超音波システムの先端部の一部のブロック線図
である。
【図３】図１の装置を使用してＣＷドプラ領域がどのよ
うに選択されるかを説明する略図である。
うに選択されるかを説明する略図である。
【図４】本発明の第２の態様を示す、図１位に示されて
いる変調器およびドプラプロセッサ部のブロック線図で
ある。
いる変調器およびドプラプロセッサ部のブロック線図で
ある。
６ プローブ、 ７ 送信ビーム成形器、 １０ Ａ／
Ｄコンバータ、１２受信ビーム成形器、 １４ 復調
器、 １８ ドプラプロセッサ、２０ システムコント
ローラ、 ２２ 画像ディスプレイ、 ２４ ドプラデ
ィスプレイ、２０２ トランスデューサエレメント、
２０８ ディザ源
Ｄコンバータ、１２受信ビーム成形器、 １４ 復調
器、 １８ ドプラプロセッサ、２０ システムコント
ローラ、 ２２ 画像ディスプレイ、 ２４ ドプラデ
ィスプレイ、２０２ トランスデューサエレメント、
２０８ ディザ源
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (56)参考文献 特開 平６−237928（ＪＰ，Ａ) 特開 平４−12739（ＪＰ，Ａ) 特開 平３−31767（ＪＰ，Ａ) (58)調査した分野(Int.Cl.6，ＤＢ名) A61B 8/00 - 8/15
Claims (8)
- 【請求項１】 超音波エネルギーを生体中に送出する手
段と、 前記超音波エネルギーのエコーを受信し、前記エコーを
デジタル化しかつそこから受信されたビーム信号をデジ
タル的に成形するための複数の並列チャネルと、前記生
体中の目標ボリュームにおける動きを表すドプラ情報信
号を発生するために前記ビーム信号を処理するための手
段と、 前記ドプラ信号を表示するための手段とを備え、 前記並列チャネルはそれぞれ、１つの共通のディザ信号
を前記受信されたエコーのそれぞれと加算するための加
算回路、およびそれに加算された前記共通のディザ信号
を有する受信されたエコーをデジタル化するためのＡ／
Ｄコンバータを含んでおり、 かつ前記送出手段および前記受信用の複数の並列チャネ
ルは、連続波超音波信号を送出しかつ受信するように構
成されている ことを特徴とする医療用超音波ドプラ装
置。 - 【請求項２】 前記送出手段および前記受信用の並列チ
ャネルはそれぞれ、 多重エレメント超音波トランスデューサアレイの、所定
数のエレメントを含んでいる請求項１記載の医療用超音
波ドプラ装置。 - 【請求項３】 前記表示手段は、前記ドプラ信号の周波
数スペクトルの表示を可能にするためにビデオディスプ
レイに接続されているＦＦＴプロセッサを有する請求項
１記載の医療用超音波ドプラ装置。 - 【請求項４】 前記ディザ信号は、単一のディザ信号発
生器によって発生される請求項１記載の医療用超音波ド
プラ装置。 - 【請求項５】 デイザ信号発生器は、正弦波状のディザ
信号を発生する請求項４記載の医療用超音波ドプラ装
置。 - 【請求項６】 受信されたビーム信号を処理するための
手段は、前記受信されたビーム信号から前記正弦波状の
ディザ信号を除去するための低域フィルタを含んでいる
請求項５記載の医療用超音波ドプラ装置。 - 【請求項７】 前記処理手段は、前記体内に送出される
超音波エネルギーの各サイクルに対して、前記Ａ／Ｄコ
ンバータによって発生されるデジタルサンプル数の整数
倍であるサンプル長を有するボックスカーフィルタを含
んでいる請求項１記載の医療用超音波ドプラ装置。 - 【請求項８】 前記低域フィルタは、前記体内に送出さ
れる超音波エネルギーの各サイクルに対して、前記Ａ／
Ｄコンバータによって発生されるデジタルサンプル数の
整数倍であるサンプル長を有するボックスカーフィルタ
を含んでいる請求項６記載の医療用超音波ドプラ装置。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US08/276749 | 1994-07-18 | ||
| US08/276,749 US5406949A (en) | 1994-07-18 | 1994-07-18 | Digital processing for steerable CW doppler |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0852134A JPH0852134A (ja) | 1996-02-27 |
| JP2774255B2 true JP2774255B2 (ja) | 1998-07-09 |
Family
ID=23057934
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP7180296A Expired - Fee Related JP2774255B2 (ja) | 1994-07-18 | 1995-07-17 | 医療用超音波ドプラ装置 |
Country Status (3)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5406949A (ja) |
| JP (1) | JP2774255B2 (ja) |
| DE (1) | DE19526210C2 (ja) |
Families Citing this family (16)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5555534A (en) * | 1994-08-05 | 1996-09-10 | Acuson Corporation | Method and apparatus for doppler receive beamformer system |
| US5904652A (en) * | 1995-06-29 | 1999-05-18 | Teratech Corporation | Ultrasound scan conversion with spatial dithering |
| US6248073B1 (en) | 1995-06-29 | 2001-06-19 | Teratech Corporation | Ultrasound scan conversion with spatial dithering |
| JP3177677B2 (ja) * | 1996-05-14 | 2001-06-18 | 松下電器産業株式会社 | 超音波連続波ドプラ血流計 |
| US5905692A (en) * | 1997-12-31 | 1999-05-18 | Analogic Corporation | Digital ultrasound beamformer |
| US6805671B2 (en) * | 2000-11-24 | 2004-10-19 | Her Majesty The Queen In Right Of Canada, As Represented By The Minister Of National Defence | Method and device for measuring systolic and diastolic blood pressure and heart rate in an environment with extreme levels of noise and vibrations |
| JP2002189809A (ja) | 2000-12-21 | 2002-07-05 | Kyoukosan Kk | 機能回復及び筋力強化運動実施管理方法 |
| US6789427B2 (en) * | 2002-09-16 | 2004-09-14 | General Electric Company | Phased array ultrasonic inspection method for industrial applications |
| US8257262B2 (en) * | 2003-12-19 | 2012-09-04 | Siemens Medical Solutions Usa, Inc. | Ultrasound adaptor methods and systems for transducer and system separation |
| US7637871B2 (en) * | 2004-02-26 | 2009-12-29 | Siemens Medical Solutions Usa, Inc. | Steered continuous wave doppler methods and systems for two-dimensional ultrasound transducer arrays |
| US7338450B2 (en) * | 2004-08-27 | 2008-03-04 | General Electric Company | Method and apparatus for performing CW doppler ultrasound utilizing a 2D matrix array |
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