JP3095404B2 - 超音波診断装置 - Google Patents
超音波診断装置Info
- Publication number
- JP3095404B2 JP3095404B2 JP20954890A JP20954890A JP3095404B2 JP 3095404 B2 JP3095404 B2 JP 3095404B2 JP 20954890 A JP20954890 A JP 20954890A JP 20954890 A JP20954890 A JP 20954890A JP 3095404 B2 JP3095404 B2 JP 3095404B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- blood flow
- flow velocity
- ultrasonic
- velocity vector
- doppler shift
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Expired - Fee Related
Links
Landscapes
- Ultra Sonic Daignosis Equipment (AREA)
Description
【発明の詳細な説明】 ［産業上の利用分野］ この発明は、超音波診断装置に関し、さらに詳しく
は、血流速度ベクトルの絶対値およびその方向を実時間
で得ることが出来る超音波診断装置および超音波ビーム
と血流が直交する場合でも血流速度画像をカラー表示す
ることが出来る超音波診断装置に関する。
は、血流速度ベクトルの絶対値およびその方向を実時間
で得ることが出来る超音波診断装置および超音波ビーム
と血流が直交する場合でも血流速度画像をカラー表示す
ることが出来る超音波診断装置に関する。
［従来の技術］ 超音波ドプラ法で血流速度を測定する場合、測定され
るのは真の血流速度の超音波ビーム方向成分である。
るのは真の血流速度の超音波ビーム方向成分である。
従って、真の血流速度を得るためには、超音波ビーム
と血流のなす角度（超音波ビームの入射角）を考慮し
て、血流速度の測定値を補正する必要がある。
と血流のなす角度（超音波ビームの入射角）を考慮し
て、血流速度の測定値を補正する必要がある。
しかし、超音波ビームの入射角を知ることは困難であ
るため、一般には直接的な補正を行うことが出来ない。
るため、一般には直接的な補正を行うことが出来ない。
そこで、以下のような間接的な方法が提案されてい
る。
る。
第一の方法は、１個の送波用トランスデューサの両側
に各１個の受波用トランスデューサを配したプローブを
用い、一つの血流から方向の異なる２本の超音波受信ビ
ームについてドプラシフト周波数を測定し、これらから
の真の血流速度を計算で求める方法である（「医用電子
と生体工学」第16巻第４号、pp264−268、昭和53年８月
発行）。
に各１個の受波用トランスデューサを配したプローブを
用い、一つの血流から方向の異なる２本の超音波受信ビ
ームについてドプラシフト周波数を測定し、これらから
の真の血流速度を計算で求める方法である（「医用電子
と生体工学」第16巻第４号、pp264−268、昭和53年８月
発行）。
この方法によれば、超音波ビームの入射角を知ること
が出来なくても、次式に従って真の血流速度|v|を求め
ることが出来る。
が出来なくても、次式に従って真の血流速度|v|を求め
ることが出来る。
|v|＝（ｃ・fa/2fo）× ［１＋｛cotφ−（fb/fa・sinφ）｝２］1/2 ここで、 ｃ＝音速 fa,fb＝ドプラシフト周波数 fo＝超音波周波数 φ＝両超音波受信ビーム間の角度 である。
第二の方法は、３個のトランスデューサを所定角度で
配置しておき、そのうちの１個のトランスデューサから
超音波ビームを照射し、超音波エコー信号を３個のトラ
ンスデューサで受信し、得られるドプラシフト周波数と
各トランスデューサ間の角度から真の血流速度を計算で
求める方法である（「日本超音波医学会講演論文集」第
40巻、pp395〜396、昭和57年５月発行）。
配置しておき、そのうちの１個のトランスデューサから
超音波ビームを照射し、超音波エコー信号を３個のトラ
ンスデューサで受信し、得られるドプラシフト周波数と
各トランスデューサ間の角度から真の血流速度を計算で
求める方法である（「日本超音波医学会講演論文集」第
40巻、pp395〜396、昭和57年５月発行）。
第三の方法は、超音波パルスドプラ法により求めた血
流速度の測定値を基にして、流体力学における流れ関数
を用いて真の血流速度と血流方向すなわち血流流速ベク
トルを推定する方法である（「日本超音波医学会講演論
文集」第53巻、pp255〜256、昭和63年11月発行）。
流速度の測定値を基にして、流体力学における流れ関数
を用いて真の血流速度と血流方向すなわち血流流速ベク
トルを推定する方法である（「日本超音波医学会講演論
文集」第53巻、pp255〜256、昭和63年11月発行）。
第四の方法は、わずかに方向が異なる２本の超音波ビ
ームでわずかに位置が異なる血流速度をそれぞれ測定
し、わずかに異なる位置では真の血流速度と血流方向が
変化しないと仮定して血流速度ベクトルの接線成分を算
出し、この接線成分と血流速度の測定値から血流速度ベ
クトルを求める方法である（「日本超音波医学会講演論
文集」第53巻、pp253〜254、昭和63年11月発行）。
ームでわずかに位置が異なる血流速度をそれぞれ測定
し、わずかに異なる位置では真の血流速度と血流方向が
変化しないと仮定して血流速度ベクトルの接線成分を算
出し、この接線成分と血流速度の測定値から血流速度ベ
クトルを求める方法である（「日本超音波医学会講演論
文集」第53巻、pp253〜254、昭和63年11月発行）。
［発明が解決しようとする課題］ 上記第一および第二の方法では、超音波ビームによる
走査を行えないため、任意の多点の血流情報を得ること
が出来ない問題点がある。また、真の血流速度を得るこ
とは出来るが、血流方向を得ることが出来ない問題点が
ある。
走査を行えないため、任意の多点の血流情報を得ること
が出来ない問題点がある。また、真の血流速度を得るこ
とは出来るが、血流方向を得ることが出来ない問題点が
ある。
上記第三の方法では、膨大な計算が必要なため、実時
間処理に適さない問題点がある。
間処理に適さない問題点がある。
上記第四の方法では、「わずかに異なる位置では真の
血流速度と血流方向が変化しない」という仮定が成立し
ない生体の部分（例えば心臓）に対しては適用できない
問題点がある。また、超音波ビームと血流のなす角度が
０゜や90゜に近くなると、実際上、血流速度ベクトルを
得られなくなる問題点がある。
血流速度と血流方向が変化しない」という仮定が成立し
ない生体の部分（例えば心臓）に対しては適用できない
問題点がある。また、超音波ビームと血流のなす角度が
０゜や90゜に近くなると、実際上、血流速度ベクトルを
得られなくなる問題点がある。
そこで、この発明の目的は、超音波ビームと血流のな
す角度や生体の観測部分の如何にかかわらず、血流速度
ベクトルの絶対値およびその方向を実時間で得ることが
出来る超音波診断装置を提供することにある。
す角度や生体の観測部分の如何にかかわらず、血流速度
ベクトルの絶対値およびその方向を実時間で得ることが
出来る超音波診断装置を提供することにある。
また、この発明の他の目的は、超音波送信ビームと血
流が直交する場合でも、血流画像をカラー表示できる超
音波診断装置を提供することにある。
流が直交する場合でも、血流画像をカラー表示できる超
音波診断装置を提供することにある。
［課題を解決するための手段］ この発明は、第１の観点では、血流速度を測定する超
音波診断装置において、方向の異なる２本の受信ビーム
から超音波エコー信号を受信する電子走査式の超音波受
信手段と、受信した２個の超音波エコー信号を別個に処
理してドプラシフト周波数を算出するドプラシフト周波
数算出手段と、算出した２個のドプラシフト周波数と前
記両受信ビーム間の角度に基づいて血流速度ベクトルの
絶対値を算出する血流速度ベクトル絶対値算出手段と、
前記２個のドプラシフト周波数と前記両受信ビーム間の
角度に基づいて血流速度ベクトルの方向を算出する血流
速度ベクトル方向算出手段とを備えてなることを特徴と
する超音波診断装置を提供する。
音波診断装置において、方向の異なる２本の受信ビーム
から超音波エコー信号を受信する電子走査式の超音波受
信手段と、受信した２個の超音波エコー信号を別個に処
理してドプラシフト周波数を算出するドプラシフト周波
数算出手段と、算出した２個のドプラシフト周波数と前
記両受信ビーム間の角度に基づいて血流速度ベクトルの
絶対値を算出する血流速度ベクトル絶対値算出手段と、
前記２個のドプラシフト周波数と前記両受信ビーム間の
角度に基づいて血流速度ベクトルの方向を算出する血流
速度ベクトル方向算出手段とを備えてなることを特徴と
する超音波診断装置を提供する。
この発明は、第２の観点では、血流速度を測定してカ
ラー画像表示する超音波診断装置において、方向の異な
る２本の受信ビームから超音波エコー信号を受信する電
子走査式の超音波受信手段と、受信した２つの超音波エ
コー信号を別個に処理してドプラシフト周波数を算出す
るドプラシフト周波数算出手段と、算出した２つのドプ
ラシフト周波数の少なくとも一方から血流速度を算出し
当該血流速度に応じてカラー画像信号を出力するカラー
画像信号出力手段とを備えてなることを特徴とする超音
波診断装置を提供する。
ラー画像表示する超音波診断装置において、方向の異な
る２本の受信ビームから超音波エコー信号を受信する電
子走査式の超音波受信手段と、受信した２つの超音波エ
コー信号を別個に処理してドプラシフト周波数を算出す
るドプラシフト周波数算出手段と、算出した２つのドプ
ラシフト周波数の少なくとも一方から血流速度を算出し
当該血流速度に応じてカラー画像信号を出力するカラー
画像信号出力手段とを備えてなることを特徴とする超音
波診断装置を提供する。
［作用］ 上記第１の観点によるこの発明の超音波診断装置で
は、超音波受信手段は、方向の異なる２本の受信ビーム
から超音波エコー信号を受信する。ドプラシフト周波数
算出手段は、超音波受信手段で受信した２つの超音波エ
コー信号から２つのドプラシフト周波数を符号付きで算
出し、出力する。血流速度ベクトル絶対値算出手段は、
前記２つのドプラシフト周波数と受信ビーム間の角度に
基づいて、血流速度ベクトルの絶対値を算出する。血流
速度ベクトル方向算出手段は、前記２つのドプラシフト
周波数の符号から血流速度ベクトルの方向の範囲を判定
し、その血流速度ベクトルの方向の範囲と前記２つのド
プラシフト周波数からそれぞれ算出した血流速度と前記
血流速度ベクトルの絶対値とに基づいて血流速度ベクト
ルの方向を決定する。
は、超音波受信手段は、方向の異なる２本の受信ビーム
から超音波エコー信号を受信する。ドプラシフト周波数
算出手段は、超音波受信手段で受信した２つの超音波エ
コー信号から２つのドプラシフト周波数を符号付きで算
出し、出力する。血流速度ベクトル絶対値算出手段は、
前記２つのドプラシフト周波数と受信ビーム間の角度に
基づいて、血流速度ベクトルの絶対値を算出する。血流
速度ベクトル方向算出手段は、前記２つのドプラシフト
周波数の符号から血流速度ベクトルの方向の範囲を判定
し、その血流速度ベクトルの方向の範囲と前記２つのド
プラシフト周波数からそれぞれ算出した血流速度と前記
血流速度ベクトルの絶対値とに基づいて血流速度ベクト
ルの方向を決定する。
上記超音波診断装置では、方向の異なる２本の受信ビ
ームを用いると共に電子走査を行うため、任意の位置に
おいてどのような血流方向でも少なくとも１つの超音波
エコー信号を測定することが出来る。また、一般性を欠
く仮定を用いていない。さらに、多くの計算を要しな
い。
ームを用いると共に電子走査を行うため、任意の位置に
おいてどのような血流方向でも少なくとも１つの超音波
エコー信号を測定することが出来る。また、一般性を欠
く仮定を用いていない。さらに、多くの計算を要しな
い。
そこで、超音波ビームと血流のなす角度や生体の観測
部分の如何にかかわらず、血流速度ベクトルの絶対値お
よびその方向を実時間で得ることが出来る。
部分の如何にかかわらず、血流速度ベクトルの絶対値お
よびその方向を実時間で得ることが出来る。
上記第２の観点によるこの発明の超音波診断装置で
は、超音波受信手段は、方向の異なる２本の受信ビーム
から超音波エコー信号を受信する。ドプラシフト周波数
算出手段は、超音波受信手段で受信した２つの超音波エ
コー信号から２つのドプラシフト周波数を符号付きで算
出し、出力する。カラー画像信号出力手段は、２つのド
プラシフト周波数の少なくとも一方から血流速度を算出
し当該血流速度に応じてカラー画像信号を出力する。
は、超音波受信手段は、方向の異なる２本の受信ビーム
から超音波エコー信号を受信する。ドプラシフト周波数
算出手段は、超音波受信手段で受信した２つの超音波エ
コー信号から２つのドプラシフト周波数を符号付きで算
出し、出力する。カラー画像信号出力手段は、２つのド
プラシフト周波数の少なくとも一方から血流速度を算出
し当該血流速度に応じてカラー画像信号を出力する。
上記超音波診断装置では、方向の異なる２本の受信ビ
ームを用いると共に電子走査を行うため、任意の位置に
おいてどのような血流方向でも少なくとも１つの超音波
エコー信号を測定することが出来る。
ームを用いると共に電子走査を行うため、任意の位置に
おいてどのような血流方向でも少なくとも１つの超音波
エコー信号を測定することが出来る。
そこで、超音波ビームと血流が直交する場合でも血流
画像をカラー表示することが出来る。
画像をカラー表示することが出来る。
［実施例］ 以下、図に示す実施例によりこの発明をさらに説明す
る。なお、これによりこの発明が限定されるものではな
い。
る。なお、これによりこの発明が限定されるものではな
い。
第１図は、この発明の第１実施例の超音波診断装置１
を示すブロック図である。
を示すブロック図である。
電子走査型アレイプローブ２は、複数の振動子2cを並
列して構成してある。この電子走査型アレイプローブ２
は、第２図に示すように、超音波送信ビームをその接触
面中心部から音線ｓにより放射する。また、幅方向に２
分割して形成した受信開口2a,2bのそれぞれの音線a,bに
より方向の異なる２本の超音波受信ビームを形成し、そ
れぞれで超音波エコー信号を受信する。
列して構成してある。この電子走査型アレイプローブ２
は、第２図に示すように、超音波送信ビームをその接触
面中心部から音線ｓにより放射する。また、幅方向に２
分割して形成した受信開口2a,2bのそれぞれの音線a,bに
より方向の異なる２本の超音波受信ビームを形成し、そ
れぞれで超音波エコー信号を受信する。
音線ｓは血流速度ベクトルｖに対して角度θをなし、
音線a,bは血流速度ベクトルｖに対してそれぞれ角度θ
a,θｂをなしている。音線a,b間の角度はφである。な
お、Ｗはプローブ２の受信開口部の全幅である。
音線a,bは血流速度ベクトルｖに対してそれぞれ角度θ
a,θｂをなしている。音線a,b間の角度はφである。な
お、Ｗはプローブ２の受信開口部の全幅である。
ビームフォーマ３は、第１図に示すように、Ａ部3aと
Ｂ部3bに分割してあり、前記２つの超音波エコー信号を
別個に処理する。
Ｂ部3bに分割してあり、前記２つの超音波エコー信号を
別個に処理する。
Ｂモード処理を行なう部分では、ビームフォーマ３の
各部3a,3bから出力された２つの超音波エコー信号を加
算部４で加算し、Ｂモード処理部５に出力する。これに
より、送信ビームと重なる単一の受信ビームの場合と同
じ超音波エコー信号が得られる。
各部3a,3bから出力された２つの超音波エコー信号を加
算部４で加算し、Ｂモード処理部５に出力する。これに
より、送信ビームと重なる単一の受信ビームの場合と同
じ超音波エコー信号が得られる。
Ｂモード処理部５は、加算した超音波エコー信号を処
理してＢモード画像信号としてDSC6に送る。
理してＢモード画像信号としてDSC6に送る。
DSC6は、Ｂモード画像信号に基づいてカラーモニタ10
でＢモード画像を表示する。
でＢモード画像を表示する。
血流速度ベクトルを得る部分では、ビームフォーマ３
の各部3a,3bから出力された２つの超音波エコー信号を
直交検波部A7aと直交検波部B7bとでそれぞれ検波し、そ
の各々から一対ずつの血流ドプラ信号（Ia,Qa）と（Ib,
Qb）を出力する。
の各部3a,3bから出力された２つの超音波エコー信号を
直交検波部A7aと直交検波部B7bとでそれぞれ検波し、そ
の各々から一対ずつの血流ドプラ信号（Ia,Qa）と（Ib,
Qb）を出力する。
平均ドプラシフト周波数演算部A8aと平均ドプラシフ
ト周波数演算部B8bは、CFM（カラーフローマッピング）
法の演算により、前記血流ドプラ信号から平均ドプラシ
フト周波数fa,fbを算出し、出力する。また、各受信ビ
ーム方向の血流速度成分va,vbを算出し、出力する。
ト周波数演算部B8bは、CFM（カラーフローマッピング）
法の演算により、前記血流ドプラ信号から平均ドプラシ
フト周波数fa,fbを算出し、出力する。また、各受信ビ
ーム方向の血流速度成分va,vbを算出し、出力する。
制御部11は、各部の作動を制御すると共に、両受信ビ
ーム間の角度φを血流速度ベクトル演算部９に送る。
ーム間の角度φを血流速度ベクトル演算部９に送る。
血流速度ベクトル演算部９は、血流速度ベクトル絶対
値算出部9aと血流速度ベクトル方向算出部9bとから成
る。
値算出部9aと血流速度ベクトル方向算出部9bとから成
る。
血流速度ベクトル絶対値算出部9aは、平均ドプラシフ
ト周波数データfa,fbと両受信ビーム間の角度φに基づ
き、従来技術で述べた式によって、血流速度ベクトルの
絶対値|v|を算出する。この絶対値|v|は、血流速度ベク
トル方向算出部9bとDSC6に出力される。
ト周波数データfa,fbと両受信ビーム間の角度φに基づ
き、従来技術で述べた式によって、血流速度ベクトルの
絶対値|v|を算出する。この絶対値|v|は、血流速度ベク
トル方向算出部9bとDSC6に出力される。
血流速度ベクトル方向算出部9bは、血流速度ベクトル
の方向を以下のようにして決定する。
の方向を以下のようにして決定する。
平均ドプラシフト周波数fa,fbがいずれも正またはゼ
ロの場合は、血流速度ベクトルの受信ビーム方向成分v
a,vbの位置関係が第３図（ａ）のようになるので、血流
速度ベクトルｖは第４図の領域R1にあると判定する。
ロの場合は、血流速度ベクトルの受信ビーム方向成分v
a,vbの位置関係が第３図（ａ）のようになるので、血流
速度ベクトルｖは第４図の領域R1にあると判定する。
平均ドプラシフト周波数faが正またはゼロで平均ドプ
ラシフト周波数fbが負の場合は、血流速度ベクトルの受
信ビーム方向成分va,vbの位置関係が第３図（ｂ）のよ
うになるので、血流速度ベクトルｖは第４図の領域R2に
あると判定する。
ラシフト周波数fbが負の場合は、血流速度ベクトルの受
信ビーム方向成分va,vbの位置関係が第３図（ｂ）のよ
うになるので、血流速度ベクトルｖは第４図の領域R2に
あると判定する。
平均ドプラシフト周波数faが負平均ドプラシフト周波
数fbが正またはゼロの場合は、血流速度ベクトルの受信
ビーム方向成分va,vbの位置関係が第３図（ｃ）のよう
になるので、血流速度ベクトルｖは第４図の領域R3にあ
ると判定する。
数fbが正またはゼロの場合は、血流速度ベクトルの受信
ビーム方向成分va,vbの位置関係が第３図（ｃ）のよう
になるので、血流速度ベクトルｖは第４図の領域R3にあ
ると判定する。
平均ドプラシフト周波数fa,fbがいずれも負の場合
は、血流速度ベクトルの受信ビーム方向成分va,vbの位
置関係が第３図（ｄ）のようになるので、血流速度ベク
トルｖは第４図の領域R4にあると判定する。
は、血流速度ベクトルの受信ビーム方向成分va,vbの位
置関係が第３図（ｄ）のようになるので、血流速度ベク
トルｖは第４図の領域R4にあると判定する。
次に、血流速度ベクトルｖと各受信ビームのなす角度
θa,θｂを次式に従って求める。
θa,θｂを次式に従って求める。
θａ＝cos−１｛|va|/|v|｝ θｂ＝cos−１｛|vb|/|v|｝ 次に、これらの角度θa,θｂと前記判定した血流速度
ベクトルｖの存在する領域とを考慮して、血流速度ベク
トルｖの方向を決定する。
ベクトルｖの存在する領域とを考慮して、血流速度ベク
トルｖの方向を決定する。
血流速度ベクトルｖの方向は、DSC6に出力される。
血流速度ベクトル演算部９におけるこれらの演算は、
例えばROM等によるルックアップテーブルを用いれば、
容易に実時間処理できる。
例えばROM等によるルックアップテーブルを用いれば、
容易に実時間処理できる。
DSC6は、血流速度ベクトルの絶対値|v|と方向とに基
づいてカラーモニタ10でカラー画像表示を行う。例え
ば、絶対値|v|を輝度に対応させると共に、画面上で上
向きの血流を赤，下向きの血流を青に対応させて表示す
る。
づいてカラーモニタ10でカラー画像表示を行う。例え
ば、絶対値|v|を輝度に対応させると共に、画面上で上
向きの血流を赤，下向きの血流を青に対応させて表示す
る。
なお、従来のように音線の方向に依存せずに、真の血
流の方向のみによって任意に色付けすることが可能であ
る。
流の方向のみによって任意に色付けすることが可能であ
る。
第５図は、第１図の実施例の変形例を示すものであ
る。すなわち、第１図の実施例ではプローブ２の開口を
２等分しているが、第５図に示すプローブ22のように、
２つの開口2a,2bに重複部分を設けてもよい。このよう
に重複を認めて両開口2a,2bを観測点の深さと共に変化
させるようにすれば、観測点の深さが変化してもある程
度まで２本の受信ビーム間の角度φを一定に保つことが
出来るので、血流ベクトル演算部９での演算が簡略化さ
れる利点がある。
る。すなわち、第１図の実施例ではプローブ２の開口を
２等分しているが、第５図に示すプローブ22のように、
２つの開口2a,2bに重複部分を設けてもよい。このよう
に重複を認めて両開口2a,2bを観測点の深さと共に変化
させるようにすれば、観測点の深さが変化してもある程
度まで２本の受信ビーム間の角度φを一定に保つことが
出来るので、血流ベクトル演算部９での演算が簡略化さ
れる利点がある。
次に、第６図は、この発明の第２実施例の超音波診断
装置31を示すブロック図である。
装置31を示すブロック図である。
この超音波診断装置31において、プローブ２と、ビー
ムフォーマ３と、直交検波部7a,7bと、平均ドプラシフ
ト周波数演算部8a,8bとは、先に述べた第１実施例と同
様の構成である。
ムフォーマ３と、直交検波部7a,7bと、平均ドプラシフ
ト周波数演算部8a,8bとは、先に述べた第１実施例と同
様の構成である。
この超音波診断装置31では、平均ドプラシフト周波数
演算部8a,8bの次にカラー画像信号出力部32を設けてい
る。
演算部8a,8bの次にカラー画像信号出力部32を設けてい
る。
カラー画像信号出力部32は、平均ドプラシフト周波数
演算部8a,8bで算出した２つのドプラシフト周波数fa,fb
の平均値を算出し、その平均値から血流速度の大きさと
向きとを算出し、その血流速度の大きさと向きとに応じ
てカラー画像信号をDSC6に出力する。もし、平均値がゼ
ロになるときは、ドプラシフト周波数faを選択して血流
速度の大きさと向きとを算出し、その血流速度の大きさ
と向きとに応じてカラー画像信号をDSC6に出力する。
演算部8a,8bで算出した２つのドプラシフト周波数fa,fb
の平均値を算出し、その平均値から血流速度の大きさと
向きとを算出し、その血流速度の大きさと向きとに応じ
てカラー画像信号をDSC6に出力する。もし、平均値がゼ
ロになるときは、ドプラシフト周波数faを選択して血流
速度の大きさと向きとを算出し、その血流速度の大きさ
と向きとに応じてカラー画像信号をDSC6に出力する。
従って、どのような方向の血流に対しても、常にカラ
ー画像表示することが出来るようになる。
ー画像表示することが出来るようになる。
［発明の効果］ この発明の超音波診断装置によれば、超音波ビームと
血流のなす角度や生体の観測部分の如何にかかわらず、
血流速度ベクトルの絶対値とその方向を実時間で計測・
表示することが出来る。
血流のなす角度や生体の観測部分の如何にかかわらず、
血流速度ベクトルの絶対値とその方向を実時間で計測・
表示することが出来る。
また、超音波ビームと血流が直交する場合でも、血流
画像をカラー表示することが出来る。
画像をカラー表示することが出来る。
第１図はこの発明の超音波診断装置の第１実施例を示す
ブロック図、第２図は超音波送信ビームと超音波受信ビ
ームと血流速度ベクトルの関係を示す説明図、第３図は
測定された血流速度成分と真の血流速度ベクトルの位置
関係を示す説明図、第４図は血流ベクトルの存在する領
域を示す説明図、第５図は第１実施例の変形実施例の第
２図相当図、第６図はこの発明の超音波診断装置の第２
実施例を示すブロック図である。 （符号の説明） 1,31……超音波診断装置 2,22……プローブ 2a,2b,22a,22b……受信開口 ３……ビームフォーマ 8a,8b……平均ドプラシフト周波数演算部 ９……血流速度ベクトル演算部 9a……血流速度ベクトル絶対値算出部 9b……血流速度ベクトル方向算出部 32……カラー画像信号出力部 ｓ……超音波送信ビームの音線 a,b……超音波受信ビームの音線。
ブロック図、第２図は超音波送信ビームと超音波受信ビ
ームと血流速度ベクトルの関係を示す説明図、第３図は
測定された血流速度成分と真の血流速度ベクトルの位置
関係を示す説明図、第４図は血流ベクトルの存在する領
域を示す説明図、第５図は第１実施例の変形実施例の第
２図相当図、第６図はこの発明の超音波診断装置の第２
実施例を示すブロック図である。 （符号の説明） 1,31……超音波診断装置 2,22……プローブ 2a,2b,22a,22b……受信開口 ３……ビームフォーマ 8a,8b……平均ドプラシフト周波数演算部 ９……血流速度ベクトル演算部 9a……血流速度ベクトル絶対値算出部 9b……血流速度ベクトル方向算出部 32……カラー画像信号出力部 ｓ……超音波送信ビームの音線 a,b……超音波受信ビームの音線。
フロントページの続き (58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名) A61B 8/00 - 8/15
Claims (2)
- 【請求項１】血流についてカラーフローマッピングを行
う超音波診断装置であって、 複数の振動子が並列している１つのプローブと、 前記複数の振動子を２つのグループに分け、それぞれの
グループに対応しており互いにビームの方向が異なる２
本の超音波受信ビームを形成するビームフォーマと、 前記２本の超音波受信ビームの信号を加算し、Ｂモード
処理を施してＢモード画像データを生成するＢモード画
像データ生成手段と、 前記２本の超音波受信ビームの信号に対してそれぞれ直
交検波及び血流演算を施すことによりそれぞれ平均ドプ
ラシフト周波数及び超音波受信ビーム方向の血流速度成
分を算出する第１の算出手段と、 前記平均ドプラシフト周波数及び超音波受信ビーム方向
の血流速度成分に基づいて血流速度ベクトルの方向及び
絶対値を算出する第２の算出手段と、 前記カラーフローマッピングを行うために前記血流速度
ベクトルの方向及び絶対値に基づいてカラー画像データ
を生成するカラー画像データ生成手段とを備えたことを
特徴とする超音波診断装置。 - 【請求項２】前記ビームフォーマは、２つのグループに
よって共有される振動子が存在するように前記複数の振
動子を２つのグループに分けることを特徴とする請求項
１に記載の超音波診断装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP20954890A JP3095404B2 (ja) | 1990-08-08 | 1990-08-08 | 超音波診断装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP20954890A JP3095404B2 (ja) | 1990-08-08 | 1990-08-08 | 超音波診断装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0492649A JPH0492649A (ja) | 1992-03-25 |
| JP3095404B2 true JP3095404B2 (ja) | 2000-10-03 |
Family
ID=16574638
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP20954890A Expired - Fee Related JP3095404B2 (ja) | 1990-08-08 | 1990-08-08 | 超音波診断装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP3095404B2 (ja) |
-
1990
- 1990-08-08 JP JP20954890A patent/JP3095404B2/ja not_active Expired - Fee Related
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH0492649A (ja) | 1992-03-25 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| KR100737029B1 (ko) | 초음파 시스템 및 유체의 유량 측정 방법 | |
| US6589179B2 (en) | Three-dimensional doppler ultrasonic imaging system and method | |
| US8696573B2 (en) | Ultrasonographic diagnostic system and ultrasonic diagnostic device | |
| US5555886A (en) | Apparatus and method for detecting blood vessel size and direction for doppler flow measurement system | |
| US4583552A (en) | Apparatus for observing blood flow patterns | |
| US8882675B2 (en) | Methods and apparatus for ultrasound imaging | |
| JPH0417842A (ja) | 超音波診断装置 | |
| CA2391123A1 (en) | Ultrasonic diagnostic apparatus | |
| WO2013136573A1 (ja) | 流体流速検出装置 | |
| JP3355140B2 (ja) | 超音波撮像装置 | |
| US9636086B2 (en) | Three dimensional (3D) transverse oscillation vector velocity ultrasound imaging | |
| US20230404519A1 (en) | Quantification of Blood Flow with Ultrasound B-mode Imaging | |
| JP2001061840A (ja) | 超音波診断装置 | |
| US5123417A (en) | Apparatus and method for displaying ultrasonic data | |
| JP4117383B2 (ja) | 超音波撮影装置 | |
| CN110893103A (zh) | 用于基于超声的剪切波成像的角度 | |
| US20100022887A1 (en) | Method for imaging intracavitary blood flow patterns | |
| US20130261458A1 (en) | Analysis of mitral regurgitation from slit orifices by ultrasonic imaging | |
| JP3095404B2 (ja) | 超音波診断装置 | |
| JP2004329609A (ja) | 超音波診断装置 | |
| JPH01145043A (ja) | 超音波診断装置 | |
| JP2021500168A (ja) | 血管狭窄の超音波測定 | |
| JP2953083B2 (ja) | 高限界速パルスドプラ計測装置 | |
| JPH0254737B2 (ja) | ||
| JPH0213446A (ja) | 超音波ドプラ診断装置 |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (prs date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20070804 Year of fee payment: 7 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (prs date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20080804 Year of fee payment: 8 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (prs date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20090804 Year of fee payment: 9 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (prs date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20090804 Year of fee payment: 9 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (prs date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20090804 Year of fee payment: 9 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (prs date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20090804 Year of fee payment: 9 |
|
| LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |