JP3187169B2 - 超音波診断装置 - Google Patents
超音波診断装置Info
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Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、超音波診断装置に関
し、特に血流パワー分析値を精度良く得ることのできる
超音波診断装置に関する。
し、特に血流パワー分析値を精度良く得ることのできる
超音波診断装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】超音波を被検体に照射すると、生体組織
を媒体として超音波が伝達されるが、臓器等の組織や病
変部のような周囲の組織との音響インピーダンスの差の
有る所から反射されて、送波した超音波の一部が戻って
くる。この反射体が視線方向に運動又は移動する物体で
あった場合、その反射波の周波数はドプラ効果によって
送信周波数から偏移する。超音波ドプラ診断装置はこの
周波数偏移量を測定して移動物体の速度及び移動方向を
表示観察して診断の用に供する装置である。
を媒体として超音波が伝達されるが、臓器等の組織や病
変部のような周囲の組織との音響インピーダンスの差の
有る所から反射されて、送波した超音波の一部が戻って
くる。この反射体が視線方向に運動又は移動する物体で
あった場合、その反射波の周波数はドプラ効果によって
送信周波数から偏移する。超音波ドプラ診断装置はこの
周波数偏移量を測定して移動物体の速度及び移動方向を
表示観察して診断の用に供する装置である。
【０００３】この超音波ドプラ診断装置において、移動
物体の移動方向を例えば近付く場合に赤，遠ざかる場合
に青のように色で表示し、その移動速度を輝度で表示す
るＣＦＭ（Color Flow Mapping）モードを有する超音波
診断装置がある。
物体の移動方向を例えば近付く場合に赤，遠ざかる場合
に青のように色で表示し、その移動速度を輝度で表示す
るＣＦＭ（Color Flow Mapping）モードを有する超音波
診断装置がある。
【０００４】図３に従来のＣＦＭモードを有する超音波
診断装置のブロック図を示す。図において、１は送波電
気信号を超音波に変換して被検体内に送波し、被検体内
から反射されて戻って来た超音波信号を電気信号に変換
する超音波探触子である。２は送信信号を増幅して超音
波探触子１に送り、受波された受信信号を受信部に送る
送受信回路である。送受信回路２の出力はＢモード処理
部３、ドプラ処理部４及びＣＦＭ演算部５にそれぞれ入
力される。
診断装置のブロック図を示す。図において、１は送波電
気信号を超音波に変換して被検体内に送波し、被検体内
から反射されて戻って来た超音波信号を電気信号に変換
する超音波探触子である。２は送信信号を増幅して超音
波探触子１に送り、受波された受信信号を受信部に送る
送受信回路である。送受信回路２の出力はＢモード処理
部３、ドプラ処理部４及びＣＦＭ演算部５にそれぞれ入
力される。
【０００５】Ｂモード処理部３では増幅、対数圧縮、検
波等を行ってＢモード表示のための信号を出力して、Ｄ
ＳＣ(Digital Scan Converter)６に入力する。ＤＳＣ６
は入力された信号をテレビジョンモードの信号に変換し
てＣＲＴ７に表示させる。
波等を行ってＢモード表示のための信号を出力して、Ｄ
ＳＣ(Digital Scan Converter)６に入力する。ＤＳＣ６
は入力された信号をテレビジョンモードの信号に変換し
てＣＲＴ７に表示させる。
【０００６】ドプラ処理部４は受信信号を増幅し、参照
信号と混合して、ホモダイン検波を行い、参照信号と受
信信号との周波数差を出力し、ＦＦＴ８によって周波数
分析してＤＳＣ６に入力する。この周波数差は反射体の
音線方向の速度を示し、その正負により運動方向を知る
ことができる。
信号と混合して、ホモダイン検波を行い、参照信号と受
信信号との周波数差を出力し、ＦＦＴ８によって周波数
分析してＤＳＣ６に入力する。この周波数差は反射体の
音線方向の速度を示し、その正負により運動方向を知る
ことができる。
【０００７】又、送受信回路２の受信信号はＣＦＭ演算
部５に入力される。この信号は混合器９と混合器１０に
入力され、混合器９には参照信号としてsin ω0 ｔを入
力し、混合器１０には参照信号としてcos ω0 ｔを入力
する。従って混合器９の出力と混合器１０の出力は９０
°の位相差を持った同相信号であるＩ信号と直交信号で
あるＱ信号である。
部５に入力される。この信号は混合器９と混合器１０に
入力され、混合器９には参照信号としてsin ω0 ｔを入
力し、混合器１０には参照信号としてcos ω0 ｔを入力
する。従って混合器９の出力と混合器１０の出力は９０
°の位相差を持った同相信号であるＩ信号と直交信号で
あるＱ信号である。
【０００８】この出力はそれぞれＬＰＦ１１，１２で高
周波成分を除去され、ＡＤ変換器１３，１４でディジタ
ル信号に変換され、ＭＴＩフィルタ１５，１６で同一場
所からの複数回の受信信号の差を取るなどして固定目標
からの反射波が消去されて移動目標からの反射波のみと
される。
周波成分を除去され、ＡＤ変換器１３，１４でディジタ
ル信号に変換され、ＭＴＩフィルタ１５，１６で同一場
所からの複数回の受信信号の差を取るなどして固定目標
からの反射波が消去されて移動目標からの反射波のみと
される。
【０００９】１７はＭＴＩフィルタ１５，１６からの２
回の出力の位相差を用いた自己相関法によって分析を行
う自己相関器で、その出力は平均速度演算器１８と分散
演算器１９に入力され、血流の平均速度と、その速度の
分散値が演算されて出力される。
回の出力の位相差を用いた自己相関法によって分析を行
う自己相関器で、その出力は平均速度演算器１８と分散
演算器１９に入力され、血流の平均速度と、その速度の
分散値が演算されて出力される。
【００１０】ＭＴＩフィルタ１５の出力のＩ信号とＭＴ
Ｉフィルタ１６の出力のＱ信号は血流パワー演算器２０
に入力される。この血流パワー演算器２０において、或
る１音線上の或る深さのデータを処理した結果、ＭＴＩ
フィルタ１５とＭＴＩフィルタ１６とからＮ個のＩ，Ｑ
信号のペアが入力されたとすると、次式の演算を行って
その点の血流のパワー値Ｐを得ている。
Ｉフィルタ１６の出力のＱ信号は血流パワー演算器２０
に入力される。この血流パワー演算器２０において、或
る１音線上の或る深さのデータを処理した結果、ＭＴＩ
フィルタ１５とＭＴＩフィルタ１６とからＮ個のＩ，Ｑ
信号のペアが入力されたとすると、次式の演算を行って
その点の血流のパワー値Ｐを得ている。
【００１１】
【数２】
【００１２】２１は血流パワー値の閾値が入力されて、
血流パワー演算器２０の出力と比較し、その出力が閾値
より小さい時は０、大きい時は１を出力する比較器であ
る。２２は平均速度演算器１８，分散演算器１９，血流
パワー演算器２０及び比較器２１の出力が入力されてい
るアンドゲートで、比較器２１の出力が０、即ち血流パ
ワー値が閾値より小さい時、アンドゲート２２の出力は
０となる。アンドゲート２２の出力はＤＳＣ６に入力さ
れる。これら比較器２１とアンドゲート２２で比較制御
器２３を構成している。
血流パワー演算器２０の出力と比較し、その出力が閾値
より小さい時は０、大きい時は１を出力する比較器であ
る。２２は平均速度演算器１８，分散演算器１９，血流
パワー演算器２０及び比較器２１の出力が入力されてい
るアンドゲートで、比較器２１の出力が０、即ち血流パ
ワー値が閾値より小さい時、アンドゲート２２の出力は
０となる。アンドゲート２２の出力はＤＳＣ６に入力さ
れる。これら比較器２１とアンドゲート２２で比較制御
器２３を構成している。
【００１３】これは分析系のビット幅には限りがあるの
で、血流のパワー値が小さくなってくると、分析系で求
めた平均速度値，速度分散値の誤差が大きくなるため、
閾値を設けて、この閾値より小さな血流パワー値の信号
の平均速度値，分散値及び血流パワー値をＣＲＴ７に表
示させないようにするためである。
で、血流のパワー値が小さくなってくると、分析系で求
めた平均速度値，速度分散値の誤差が大きくなるため、
閾値を設けて、この閾値より小さな血流パワー値の信号
の平均速度値，分散値及び血流パワー値をＣＲＴ７に表
示させないようにするためである。
【００１４】
【発明が解決しようとする課題】とろこで、既述のよう
に、従来はＭＴＩフィルタ１５，１６の出力のＩ，Ｑ信
号のペア数をＮ個とした場合に（１）式の演算を行って
血流のパワー値としている。
に、従来はＭＴＩフィルタ１５，１６の出力のＩ，Ｑ信
号のペア数をＮ個とした場合に（１）式の演算を行って
血流のパワー値としている。
【００１５】しかしながら、Ｎ個のＩ，Ｑ信号のペアの
中、１回目の受信信号に基づいてＭＴＩフィルタ１５，
１６の出力として得られるＩ，Ｑ信号のペアから求めた
√（Ｉ1 2 ＋Ｑ1 2 ）の値を含めて平均すると誤差が大
きくなる。これは次の理由によるものと考えられる。
中、１回目の受信信号に基づいてＭＴＩフィルタ１５，
１６の出力として得られるＩ，Ｑ信号のペアから求めた
√（Ｉ1 2 ＋Ｑ1 2 ）の値を含めて平均すると誤差が大
きくなる。これは次の理由によるものと考えられる。
【００１６】即ち、生体内には反射率の高い臓器の外壁
等の各種の不連続層が多くあり、それらから多重反射さ
れるため、受信信号中にはそれらの多重反射波が重畳さ
れているのが普通である。この多重反射としては、その
回の送信超音波に基づく反射波ばかりでなく、それ以前
の各回の送信超音波に基づくものも含まれている。
等の各種の不連続層が多くあり、それらから多重反射さ
れるため、受信信号中にはそれらの多重反射波が重畳さ
れているのが普通である。この多重反射としては、その
回の送信超音波に基づく反射波ばかりでなく、それ以前
の各回の送信超音波に基づくものも含まれている。
【００１７】ところが、同一方向に送信した超音波信号
の中、第１回目に送信した超音波信号に基づく受信信号
には前回の送信超音波による多重反射が含まれていな
い。このため、Ｎ個のデータの平均を取ると誤差が大き
くなるものである。
の中、第１回目に送信した超音波信号に基づく受信信号
には前回の送信超音波による多重反射が含まれていな
い。このため、Ｎ個のデータの平均を取ると誤差が大き
くなるものである。
【００１８】この誤差の状態を図４に示す。図におい
て、（イ）図は実際の血流のパワー値を横軸とし、縦軸
に実測血流パワーの演算値（分析値）を取ったグラフで
ある。図中、２５は実際の値と実測演算値とが一致した
場合の理想状態を示す理想値直線，２６は実測値を演算
した演算値を示す演算値直線である。
て、（イ）図は実際の血流のパワー値を横軸とし、縦軸
に実測血流パワーの演算値（分析値）を取ったグラフで
ある。図中、２５は実際の値と実測演算値とが一致した
場合の理想状態を示す理想値直線，２６は実測値を演算
した演算値を示す演算値直線である。
【００１９】この演算値直線２６は、前述の多重反射の
影響が測定部位によって異なるため、一定ではなく、図
示のように上下に変動する。 （ロ）図は血流のパワー値に対する分析器で求めた平均
速度値，分散値の持つ誤差曲線図で、血流のパワー値が
小さくなってくると、この平均速度値，分析値の誤差が
図示のように大きくなる。このため、分析して得られた
血流パワー値が或る値以下の時、即ち閾値以下の時は、
比較器２１とアンドゲート２２で構成される比較制御器
２３によって平均速度値，速度分析値及び血流パワー値
をＣＲＴ７に表示させないようにしている。
影響が測定部位によって異なるため、一定ではなく、図
示のように上下に変動する。 （ロ）図は血流のパワー値に対する分析器で求めた平均
速度値，分散値の持つ誤差曲線図で、血流のパワー値が
小さくなってくると、この平均速度値，分析値の誤差が
図示のように大きくなる。このため、分析して得られた
血流パワー値が或る値以下の時、即ち閾値以下の時は、
比較器２１とアンドゲート２２で構成される比較制御器
２３によって平均速度値，速度分析値及び血流パワー値
をＣＲＴ７に表示させないようにしている。
【００２０】とろこで、比較器２１に入力される閾値は
（イ）図で説明したように血流パワー値が測定部位によ
って変化するため、測定部位毎に変えなければならず、
操作が面倒なことと、閾値の調節が必ずしも定まらない
という欠点がある。
（イ）図で説明したように血流パワー値が測定部位によ
って変化するため、測定部位毎に変えなければならず、
操作が面倒なことと、閾値の調節が必ずしも定まらない
という欠点がある。
【００２１】本発明は上記の点に鑑みてなされたもの
で、その目的は、ＣＦＭモードにおいて精度の良い血流
パワー分析値を得ることのできる超音波診断装置を実現
することである。
で、その目的は、ＣＦＭモードにおいて精度の良い血流
パワー分析値を得ることのできる超音波診断装置を実現
することである。
【００２２】又、他の目的は、測定部位を変えても、誤
差の大きな平均速度値，速度分散値及び血流パワー値を
ＣＲＴ上に表示しないための閾値を変更する必要のない
超音波診断装置を実現することである。
差の大きな平均速度値，速度分散値及び血流パワー値を
ＣＲＴ上に表示しないための閾値を変更する必要のない
超音波診断装置を実現することである。
【００２３】
【課題を解決するための手段】前記の課題を解決する本
発明は、１音線上を複数回送受波して得た血流データか
らドプラ偏移された受信信号を分析して平均血流速度を
演算する平均速度演算手段又は速度分散値を演算する分
散演算手段と、血流パワー値を演算する血流パワー演算
手段とを具備し、該血流パワー演算手段には、第１回目
の受信信号に基づいたデータを除き、第２回目以降の受
信信号に基づいたデータを用いて血流パワー演算を行う
データ選別手段を備えていることを特徴とするものであ
る。
発明は、１音線上を複数回送受波して得た血流データか
らドプラ偏移された受信信号を分析して平均血流速度を
演算する平均速度演算手段又は速度分散値を演算する分
散演算手段と、血流パワー値を演算する血流パワー演算
手段とを具備し、該血流パワー演算手段には、第１回目
の受信信号に基づいたデータを除き、第２回目以降の受
信信号に基づいたデータを用いて血流パワー演算を行う
データ選別手段を備えていることを特徴とするものであ
る。
【００２４】第２の発明は、求められた血流パワー値が
所定の閾値以下の場所について平均速度又は速度分散値
の表示をさせない比較制御手段を具備することを特徴と
するものである。
所定の閾値以下の場所について平均速度又は速度分散値
の表示をさせない比較制御手段を具備することを特徴と
するものである。
【００２５】第３の発明は、ＭＴＩフィルタの出力の同
相信号と直交信号を用いて次式の演算を行う血流パワー
演算手段が、第１項の重み係数ｘ1 を他の重み係数より
小さな値として血流パワー値の演算を行うものであるこ
とを特徴とするものである。
相信号と直交信号を用いて次式の演算を行う血流パワー
演算手段が、第１項の重み係数ｘ1 を他の重み係数より
小さな値として血流パワー値の演算を行うものであるこ
とを特徴とするものである。
【００２６】
【数３】
【００２７】第４の発明は、求められた血流パワー値が
所定の閾値以下の場所について平均速度又は速度分散値
の表示をさせない比較制御手段を具備することをことを
特徴とするものである。
所定の閾値以下の場所について平均速度又は速度分散値
の表示をさせない比較制御手段を具備することをことを
特徴とするものである。
【００２８】
【作用】血流パワー演算手段による血流パワー値の演算
において、第１回目の送信による受信信号を除去して血
流パワー値を演算する。このため、第１回目のデータを
用いることにより生ずる血流パワー値の誤差を小さくす
ることができ、又測定部位によって閾値を変える必要が
なくなる。
において、第１回目の送信による受信信号を除去して血
流パワー値を演算する。このため、第１回目のデータを
用いることにより生ずる血流パワー値の誤差を小さくす
ることができ、又測定部位によって閾値を変える必要が
なくなる。
【００２９】
【実施例】以下、図面を参照して本発明の実施例を詳細
に説明する。図１は本発明の一実施例の装置における血
流パワー演算器２０のブロック図である。この実施例で
は、その他の部分は図３に示すものと同じである。図に
おいて、図３と同等の部分には同一の符号を付してあ
る。図中、３１はＭＴＩフィルタ１５の出力のＩｍｎの
平方値を次々と出力する平方演算器Ａ，３２はＭＴＩフ
ィルタ１６の出力のＱｍｎの平方値を次々と演算する平
方演算器Ｂである。ここで、ｍは１音線上の深さ毎に付
した番号，ｎは１音線上の複数回の送受信によって得ら
れる同一深さのデータの番号である。ここでは、１音線
上に８回の送受波をして８回の受信信号を得、連続する
３回の受信信号から１対のデータを出力する２次のＭＴ
Ｉフィルタを用いて、ＭＴＩフィルタ１５，１６から６
対のデータを得るものとして説明する。
に説明する。図１は本発明の一実施例の装置における血
流パワー演算器２０のブロック図である。この実施例で
は、その他の部分は図３に示すものと同じである。図に
おいて、図３と同等の部分には同一の符号を付してあ
る。図中、３１はＭＴＩフィルタ１５の出力のＩｍｎの
平方値を次々と出力する平方演算器Ａ，３２はＭＴＩフ
ィルタ１６の出力のＱｍｎの平方値を次々と演算する平
方演算器Ｂである。ここで、ｍは１音線上の深さ毎に付
した番号，ｎは１音線上の複数回の送受信によって得ら
れる同一深さのデータの番号である。ここでは、１音線
上に８回の送受波をして８回の受信信号を得、連続する
３回の受信信号から１対のデータを出力する２次のＭＴ
Ｉフィルタを用いて、ＭＴＩフィルタ１５，１６から６
対のデータを得るものとして説明する。
【００３０】３３は平方演算器Ａ３１の出力信号がＤ端
子に入力され、クロック端子Ｃに入力されるデータ転送
クロックによってＱ端子から出力するＤ型フリップフロ
ップであるＤＦＦ−Ａである。３４は同様に平方演算器
Ｂ３２の出力信号を出力するＤＦＦ−Ｂで、ＤＦＦ−Ａ
３３とＤＦＦ−Ｂ３４の出力は加算器Ａ３５で加算さ
れ、Ｉｍ1 2 ＋Ｑｍ1 2 ，Ｉｍ2 2 ＋Ｑｍ2 2 ，…，Ｉ
ｍ6 2 ＋Ｑｍ6 2 と次々にデータ転送クロックのタイミ
ングで出力される。ここで、１個目のデータは第１回〜
第３回の受信信号に基づいて求められ、２個目のデータ
は第２回〜第４回の受信信号に基づくもので、６個目の
データは第６回〜第８回の受信信号に基づくものであ
る。
子に入力され、クロック端子Ｃに入力されるデータ転送
クロックによってＱ端子から出力するＤ型フリップフロ
ップであるＤＦＦ−Ａである。３４は同様に平方演算器
Ｂ３２の出力信号を出力するＤＦＦ−Ｂで、ＤＦＦ−Ａ
３３とＤＦＦ−Ｂ３４の出力は加算器Ａ３５で加算さ
れ、Ｉｍ1 2 ＋Ｑｍ1 2 ，Ｉｍ2 2 ＋Ｑｍ2 2 ，…，Ｉ
ｍ6 2 ＋Ｑｍ6 2 と次々にデータ転送クロックのタイミ
ングで出力される。ここで、１個目のデータは第１回〜
第３回の受信信号に基づいて求められ、２個目のデータ
は第２回〜第４回の受信信号に基づくもので、６個目の
データは第６回〜第８回の受信信号に基づくものであ
る。
【００３１】３６はＤ端子に入力された加算器Ａ３５の
出力を、クロック端子Ｃに入力されるデータ転送クロッ
クによってＱ端子から出力するＤＦＦ−Ｃである。３７
は加算器Ａ３５で加算されたデータの平方根を次々と求
める開平演算器で、データ転送クロックのタイミング
で、√（Ｉｍ1 2 ＋Ｑｍ1 2 ），√（Ｉｍ2 2 ＋Ｑｍ2
2 ），…，√（Ｉｍ6 2 ＋Ｑｍ6 2 ）の演算結果を次々
と出力する。
出力を、クロック端子Ｃに入力されるデータ転送クロッ
クによってＱ端子から出力するＤＦＦ−Ｃである。３７
は加算器Ａ３５で加算されたデータの平方根を次々と求
める開平演算器で、データ転送クロックのタイミング
で、√（Ｉｍ1 2 ＋Ｑｍ1 2 ），√（Ｉｍ2 2 ＋Ｑｍ2
2 ），…，√（Ｉｍ6 2 ＋Ｑｍ6 2 ）の演算結果を次々
と出力する。
【００３２】この出力はＤＦＦ−Ｄ３８のＱ端子から出
力されて加算器Ｂ３９に入力される。加算器Ｂ３９とＤ
ＦＦ−Ｅ４０とは累積加算器４１を構成しており、ＤＦ
Ｆ−Ｅ４０に入力されたデータは入力毎に加算器Ｂ３９
にフィードバックされて累積加算される。ところで、１
個目の送受信によるデータがＤＦＦ−Ｅ４０に入力され
た時、このＤＦＦ−Ｅ４０のクリア端子ＣＬＲにクリア
信号が入力されて、１個目のデータは消去され、その累
積加算値は２個目のデータから６個目のデータまでのデ
ータの和となり、第１回目の受信信号の影響のないデー
タとなる。本実施例では、これらが血流パワー演算器２
０の中のデータ選別手段を構成する。
力されて加算器Ｂ３９に入力される。加算器Ｂ３９とＤ
ＦＦ−Ｅ４０とは累積加算器４１を構成しており、ＤＦ
Ｆ−Ｅ４０に入力されたデータは入力毎に加算器Ｂ３９
にフィードバックされて累積加算される。ところで、１
個目の送受信によるデータがＤＦＦ−Ｅ４０に入力され
た時、このＤＦＦ−Ｅ４０のクリア端子ＣＬＲにクリア
信号が入力されて、１個目のデータは消去され、その累
積加算値は２個目のデータから６個目のデータまでのデ
ータの和となり、第１回目の受信信号の影響のないデー
タとなる。本実施例では、これらが血流パワー演算器２
０の中のデータ選別手段を構成する。
【００３３】４２はＤＦＦ−Ｅ４０の出力の累積加算値
を加算データ数の５で割る除算器で、１個目を除く５個
のデータの平均値を出力する。この出力はＤＦＦ−Ｆ４
３を経てＤＦＦ−Ｇ４４に入力される。
を加算データ数の５で割る除算器で、１個目を除く５個
のデータの平均値を出力する。この出力はＤＦＦ−Ｆ４
３を経てＤＦＦ−Ｇ４４に入力される。
【００３４】ＤＦＦ−Ｇ４４のクロック端子Ｃにパワー
値取り出しクロックが入力されて、Ｄ端子に入力された
除算器４２の出力がＱ端子から取り出されて、図３の比
較器２１とアンドゲート２２に入力される。
値取り出しクロックが入力されて、Ｄ端子に入力された
除算器４２の出力がＱ端子から取り出されて、図３の比
較器２１とアンドゲート２２に入力される。
【００３５】次に上記のように構成された実施例の動作
を図２のタイムチャートを参照して説明する。図におい
て、（イ）はＭＴＩフィルタ１５，１６及びＤＦＦ−Ｇ
４４を除く各ＤＦＦのクロック端子Ｃに入力されてＤ端
子に入力されているデータをＱ端子に転送させるデータ
転送クロックの波形である。
を図２のタイムチャートを参照して説明する。図におい
て、（イ）はＭＴＩフィルタ１５，１６及びＤＦＦ−Ｇ
４４を除く各ＤＦＦのクロック端子Ｃに入力されてＤ端
子に入力されているデータをＱ端子に転送させるデータ
転送クロックの波形である。
【００３６】（ロ）は図１の点Ａにおけるデータ，
（ハ）は点Ｂにおけるデータである。（ニ）は点Ｅにお
けるＥｍｎの各時点のデータ，（ホ）はＤＦＦ−Ｅ４０
のクリア端子に入力されるクリア信号の波形で、これに
よりＥｍ1 ，Ｅ(m+1)1等の第１回目の受信信号に含まれ
るデータが除去される。（ヘ）はＤＦＦ−Ｅ４０の出力
の点ＦにおけるＦｍｎの各時点のデータである。
（ハ）は点Ｂにおけるデータである。（ニ）は点Ｅにお
けるＥｍｎの各時点のデータ，（ホ）はＤＦＦ−Ｅ４０
のクリア端子に入力されるクリア信号の波形で、これに
よりＥｍ1 ，Ｅ(m+1)1等の第１回目の受信信号に含まれ
るデータが除去される。（ヘ）はＤＦＦ−Ｅ４０の出力
の点ＦにおけるＦｍｎの各時点のデータである。
【００３７】（ト）はＤＦＦ−Ｇ４４のクロック端子Ｃ
に入力されている血流パワー値取り出しクロックの波形
で、このクロック入力によりＤＦＦ−Ｇ４４のＱ端子か
ら（チ）の点Ｇのデータが取り出される。図の各データ
は下部に示した式の数値を有するデータである。
に入力されている血流パワー値取り出しクロックの波形
で、このクロック入力によりＤＦＦ−Ｇ４４のＱ端子か
ら（チ）の点Ｇのデータが取り出される。図の各データ
は下部に示した式の数値を有するデータである。
【００３８】図１に戻り、ＭＴＩフィルタ１５の出力は
（ロ）の点Ａのデータで、図示のようにＩｍ1 ，
Ｉｍ2 ，…，Ｉｍ6 等である。又ＭＴＩフィルタ１６の
出力は（ハ）の点Ｂのデータで、図示のようにＱｍ1 ，
Ｑｍ2 ，…，Ｑｍ6 等である。
（ロ）の点Ａのデータで、図示のようにＩｍ1 ，
Ｉｍ2 ，…，Ｉｍ6 等である。又ＭＴＩフィルタ１６の
出力は（ハ）の点Ｂのデータで、図示のようにＱｍ1 ，
Ｑｍ2 ，…，Ｑｍ6 等である。
【００３９】平方演算器Ａ３１の出力と平方演算器Ｂ３
２の出力はＤＦＦ−Ａ３３とＤＦＦ−Ｂ３４を経て加算
器Ａ３５でデータ転送クロックのタイミングで次々と加
算される。ＤＦＦ−Ａ３３及びＤＦＦ−Ｂ３４は各デー
タのタイミングを合わせるために設けられており、入力
と出力のタイミングはデータ転送クロック１パルス分遅
れて出力される。以下のＤＦＦは何れも同様の効果をも
たらしている。
２の出力はＤＦＦ−Ａ３３とＤＦＦ−Ｂ３４を経て加算
器Ａ３５でデータ転送クロックのタイミングで次々と加
算される。ＤＦＦ−Ａ３３及びＤＦＦ−Ｂ３４は各デー
タのタイミングを合わせるために設けられており、入力
と出力のタイミングはデータ転送クロック１パルス分遅
れて出力される。以下のＤＦＦは何れも同様の効果をも
たらしている。
【００４０】加算器Ａ３５の出力はＤＦＦ−Ｃ３６を経
て開平演算器３７に入力され、各データ転送クロック毎
に平方根が求められてＤＦＦ−Ｄ３８のＤ端子に入力さ
れ、データ転送クロックによりＱ端子に出力される。こ
の出力データは（ニ）の点Ｅのデータで、図の
Ｅ(m-1)6，Ｅｍ1 ，Ｅｍ2 ，…，Ｅｍ6 等であり、その
値は図の下部に示す式で代表される。
て開平演算器３７に入力され、各データ転送クロック毎
に平方根が求められてＤＦＦ−Ｄ３８のＤ端子に入力さ
れ、データ転送クロックによりＱ端子に出力される。こ
の出力データは（ニ）の点Ｅのデータで、図の
Ｅ(m-1)6，Ｅｍ1 ，Ｅｍ2 ，…，Ｅｍ6 等であり、その
値は図の下部に示す式で代表される。
【００４１】点Ｆのデータは累積加算器４１において
（ホ）のクリア信号がクリア端子ＣＬＲに入力されて第
１回目のデータが除かれて累積加算された（ヘ）のデー
タで、図の下部に示すＦｍ2 ，Ｆｍ3 ，…，Ｆｍ6 の式
で表されるデータである。
（ホ）のクリア信号がクリア端子ＣＬＲに入力されて第
１回目のデータが除かれて累積加算された（ヘ）のデー
タで、図の下部に示すＦｍ2 ，Ｆｍ3 ，…，Ｆｍ6 の式
で表されるデータである。
【００４２】累積加算器４１の出力は、除算器４２にお
いて加算データ数の５で割る演算を受け、ＤＦＦ−Ｆ４
３を経てＤＦＦ−Ｇ４４の端子に入力され、図２の
（ト）のパワー値取り出しクロックによりＱ端子から血
流パワー値が取り出される。このデータは（チ）に示す
点Ｇのデータで、図の下部のＧｍ-2 ,Ｇｍ等の式で代表
されるデータである。
いて加算データ数の５で割る演算を受け、ＤＦＦ−Ｆ４
３を経てＤＦＦ−Ｇ４４の端子に入力され、図２の
（ト）のパワー値取り出しクロックによりＱ端子から血
流パワー値が取り出される。このデータは（チ）に示す
点Ｇのデータで、図の下部のＧｍ-2 ,Ｇｍ等の式で代表
されるデータである。
【００４３】以上説明したように本実施例によれば、
Ｉ，Ｑデータから平均血流パワーを演算する場合に他の
データに比して誤差の多い第１回目のデータを除いて行
ったので、精度の良い血流パワー分析値を得ることがで
きるようになった。
Ｉ，Ｑデータから平均血流パワーを演算する場合に他の
データに比して誤差の多い第１回目のデータを除いて行
ったので、精度の良い血流パワー分析値を得ることがで
きるようになった。
【００４４】又、血流パワー値の精度が高くなったの
で、図３の比較器２１に入力する閾値を測定部位を変え
ても変更する必要がなくなった。尚、本実施例では、デ
ータ選別手段は血流パワー演算器２０の中にあって、１
回目の受信信号が影響を及ぼすデータを除去するのは、
血流パワー演算のみであり、平均流速演算や分散の演算
はすべてのデータを用いて演算している。従って、平均
流速演算の平均回数や分散の演算におけるサンプル数が
減ることはない。
で、図３の比較器２１に入力する閾値を測定部位を変え
ても変更する必要がなくなった。尚、本実施例では、デ
ータ選別手段は血流パワー演算器２０の中にあって、１
回目の受信信号が影響を及ぼすデータを除去するのは、
血流パワー演算のみであり、平均流速演算や分散の演算
はすべてのデータを用いて演算している。従って、平均
流速演算の平均回数や分散の演算におけるサンプル数が
減ることはない。
【００４５】即ち、８回の送受信を行って、２次のＭＴ
Ｉフィルタを使用する場合、ＭＴＩフィルタ１５，１６
からの出力が６対得られ、この６対のうち、血流パワー
演算においてのみはじめて１対を除去している。そのた
め、自己相関器１７には６対すべてが入力されるので、
平均流速演算や分散の演算に用いるデータを減らしてし
まうことがない。
Ｉフィルタを使用する場合、ＭＴＩフィルタ１５，１６
からの出力が６対得られ、この６対のうち、血流パワー
演算においてのみはじめて１対を除去している。そのた
め、自己相関器１７には６対すべてが入力されるので、
平均流速演算や分散の演算に用いるデータを減らしてし
まうことがない。
【００４６】尚、本発明において、（２）式に示すよう
に各項に重み係数Ｘn を付して、ｘ 1 を他の係数より小
さな値とすることにより血流パワー値を求めるようにし
ても良い。
に各項に重み係数Ｘn を付して、ｘ 1 を他の係数より小
さな値とすることにより血流パワー値を求めるようにし
ても良い。
【００４７】
【数４】
【００４８】
【発明の効果】以上説明したように本発明によれば、平
均流速演算の平均回数や、分散演算のサンプル数を減ら
すことなく精度の良い血流パワー分析値を得ることがで
きるようになる。又、比較制御手段を備えたものにあっ
ては測定部位を変えても比較器に与える閾値を変更する
必要がなくなって、実用上の効果は大きい。
均流速演算の平均回数や、分散演算のサンプル数を減ら
すことなく精度の良い血流パワー分析値を得ることがで
きるようになる。又、比較制御手段を備えたものにあっ
ては測定部位を変えても比較器に与える閾値を変更する
必要がなくなって、実用上の効果は大きい。
【図１】本発明の一実施例の回路のブロック図である。
【図２】図１の実施例の回路の動作のタイムチャートで
ある。
ある。
【図３】従来のＣＦＭモードを有する超音波診断装置の
ブロック図である。
ブロック図である。
【図４】超音波の送受信において多重反射の影響を示す
グラフである。
グラフである。
１５，１６ ＭＴＩフィルタ １８ 平均速度演算器 １９ 分散演算器 ２０ 血流パワー演算器 ２３ 比較制御器
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (56)参考文献 特開 平１−238842（ＪＰ，Ａ) 特開 平２−268748（ＪＰ，Ａ) 特開 平４−218143（ＪＰ，Ａ) (58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名) A61B 8/00 - 8/15
Claims (4)
- 【請求項１】 １音線について超音波を複数回送受波
し、ドプラ偏移された該複数回分の受信信号に基づいた
データを用いて、平均血流速度を演算する平均速度演算
手段又は速度分散値を演算する分散演算手段を具備する
とともに、 第１回目の受信信号に基づいたデータを除き、第２回目
以降の受信信号に基づいたデータを用いて血流パワー値
を演算する血流パワー演算手段を具備することを特徴と
する超音波診断装置。 - 【請求項２】 求められた血流パワー値が所定の閾値以
下の場所について平均速度又は速度分散値の表示をさせ
ない比較制御手段を具備することを特徴とする請求項１
記載の超音波診断装置。 - 【請求項３】 １音線について第１回から第Ｎ回（Ｎ
は、２以上の自然数。）の超音波の送受波を行い、ドプ
ラ偏移されたＮ回分の受信信号に基づいたデータを用い
て、平均血流速度を演算する平均速度演算手段又は速度
分散値を演算する分散演算手段を具備するとともに、 ＭＴＩフィルタの出力の同相信号Ｉと直交信号Ｑを用い
て次式の演算を行うことにより血流パワー値を演算する
血流パワー演算手段であって、前記第１回目の超音波の
送受波に対応している次式第１項の重み係数ｘ１は次式
中の他の重み係数よりも小さな値である血流パワー演算
手段を具備することを特徴とする超音波診断装置。 【数１】 - 【請求項４】 求められた血流パワー値が所定の閾値以
下の場所について平均速度又は速度分散値の表示をさせ
ない比較制御手段を具備することを特徴とする請求項３
記載の超音波診断装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP30022192A JP3187169B2 (ja) | 1992-11-11 | 1992-11-11 | 超音波診断装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP30022192A JP3187169B2 (ja) | 1992-11-11 | 1992-11-11 | 超音波診断装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH06142103A JPH06142103A (ja) | 1994-05-24 |
| JP3187169B2 true JP3187169B2 (ja) | 2001-07-11 |
Family
ID=17882182
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP30022192A Expired - Lifetime JP3187169B2 (ja) | 1992-11-11 | 1992-11-11 | 超音波診断装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP3187169B2 (ja) |
Families Citing this family (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2006255322A (ja) * | 2005-03-18 | 2006-09-28 | Matsushita Electric Ind Co Ltd | 超音波ドプラ血流計 |
-
1992
- 1992-11-11 JP JP30022192A patent/JP3187169B2/ja not_active Expired - Lifetime
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH06142103A (ja) | 1994-05-24 |
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