JP3305729B2 - 超音波血流描画装置 - Google Patents
超音波血流描画装置Info
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Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、医療診断用の超音波血
流描画装置に関する。
流描画装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】超音波血流描画装置は、ドプラ効果を用
いて心臓や腹部内の血流の速度と向きを２次元表示する
もので、断層像と重畳表示することにより、生体内の血
管の分布を視覚的に認識できることから、今日、臨床現
場で盛んに用いられているものである。また、これに関
する特許出願も多く、例えば、特公平２−１６１３８号
公報，同２−１８０９４号公報に開示されている装置等
が知られている。図４に、上述の公報に開示されている
超音波２次元血流描画装置の構成例を示す。この装置で
は、生体１に電子走査型探触子１０をあて、マスタクロ
ック２０とＢモード制御部２１により制御される送受波
器３０により超音波パルスを送受信する。超音波反射信
号は、整相部３５で遅延制御された後、検波器４０、Ａ
／Ｄ変換器４５で処理され、Ｂモード画像として、ＤＳ
Ｃ（Digital Scan Converter）５０に入力され、通常の
グレイスケール画像の表示に供される。他方、整相部３
５の出力は、ドプラ制御部２２より生成される参照信号
２２ａ，２２ｂとのミキサ８０，９０による混合演算に
より、同相成分と９０°成分とに分離される。各信号
は、アナログ低域通過フィルタ（ＬＰＦ）８１，９１で
高周波成分を除去した後、Ａ／Ｄ変換器８２，９２によ
り標本化される。超音波パルスの送受信は、同じ位置に
関して一定の時間間隔をおいて複数回行われ、標本化さ
れたディジタル信号から、高域濾波器の働きをするディ
ジタルフィルタ（通常、「ＭＴＩフィルタ」と呼ばれ
る）８３，９３により、その超音波パルス送受信毎の変
化分のみが抽出される。抽出された信号成分は、位相シ
フトから移動速度を演算する速度演算部１００ａ、位相
シフト量のばらつきを反映した量を演算する分散演算部
１０１ａ、信号強度を演算するパワー演算部１０２ａに
入力される。尚、分散演算部１０１ａで演算して得られ
る「位相シフト量のばらつきを反映した量」とは、「位
相シフト量」に基づく分散演算で算出される量が統計学
的に定義される「分散」ではないことを意味している。
すなわち、数学的に厳密な意味での「分散（Varience）
σ ２ 」とは、ランダムに分布するＮ個の値（変数ｘ １ ，
ｘ ２ ，…，ｘ ｎ ）から算出されるものであるのに対し、
本技術のようなパルスエコー法による超音波血流描画装
置におけるパルス間の位相シフト量（Δφ）は、真の意
味 でランダムに分布する変数ではない。真の意味でラン
ダムに振舞うのは「位相」そのものである。具体的に
は、（Ｎ＋１）回の送受信で得られたパルスの位相を
「φ ０ ，φ １ ，φ ２ ，…，φ Ｎ 」とし、それより得られ
る位相シフト量「Δφ １ ＝φ １ −φ ０ ，Δφ ２ ＝φ ２ −
φ １ ，・・・，Δφ Ｎ ＝φ Ｎ −φ Ｎ−１ 」を考える。こ
こで、例えば、位相φ ２ の計測値がノイズにより大きな
値になったとすると、位相シフト量Δφ ２ （＝φ ２ −φ
１ ）が大きくなるのに対して位相シフト量Δφ ３ （＝φ
３ −φ ２ ）が小さくなる。すなわち、位相シフト量Δφ
２ と位相シフト量Δφ ３ は独立にランダムな量ではな
い。従って、位相シフト量（Δφ １ ，Δφ ２ ，…，Δφ
Ｎ ）から分散演算により算出される量は，真の意味での
分散ではなく、「分散に似た値」にすぎないものであ
り、「位相シフト量のばらつきを反映した量」との表現
が正確であり、ここでは、そのように表現する。演算結
果は、ドプラ効果が探触子に近づく方向か離れる方向か
で異なる色が設定され、ＤＳＣ５０に入力される。ＤＳ
Ｃ５０の内容は、カラーコンバータ５５およびＤ／Ａ変
換器６０により、グレイスケール像（白黒）とドプラ像
（カラー）とを重ねて、カラー表示装置７０に表示され
る。このような超音波２次元血流描画装置では、血流の
検出原理として超音波パルス送信毎の位相シフトを検出
するパルスドプラ法を用いているため、カラー表示され
るドプラ信号には、目的とする血流以外に、心臓の拍
動，呼吸に伴う組織の運動および探触子の微妙な位置変
化を反映し、血流情報以外のアーチファクトを生むこと
が知られている。通常、これらのアーチファクト信号
は、その周波数帯域が血流のそれより十分に低いことか
ら、上記の高域濾波器（ＭＴＩフィルタ）によって除去
されている。
いて心臓や腹部内の血流の速度と向きを２次元表示する
もので、断層像と重畳表示することにより、生体内の血
管の分布を視覚的に認識できることから、今日、臨床現
場で盛んに用いられているものである。また、これに関
する特許出願も多く、例えば、特公平２−１６１３８号
公報，同２−１８０９４号公報に開示されている装置等
が知られている。図４に、上述の公報に開示されている
超音波２次元血流描画装置の構成例を示す。この装置で
は、生体１に電子走査型探触子１０をあて、マスタクロ
ック２０とＢモード制御部２１により制御される送受波
器３０により超音波パルスを送受信する。超音波反射信
号は、整相部３５で遅延制御された後、検波器４０、Ａ
／Ｄ変換器４５で処理され、Ｂモード画像として、ＤＳ
Ｃ（Digital Scan Converter）５０に入力され、通常の
グレイスケール画像の表示に供される。他方、整相部３
５の出力は、ドプラ制御部２２より生成される参照信号
２２ａ，２２ｂとのミキサ８０，９０による混合演算に
より、同相成分と９０°成分とに分離される。各信号
は、アナログ低域通過フィルタ（ＬＰＦ）８１，９１で
高周波成分を除去した後、Ａ／Ｄ変換器８２，９２によ
り標本化される。超音波パルスの送受信は、同じ位置に
関して一定の時間間隔をおいて複数回行われ、標本化さ
れたディジタル信号から、高域濾波器の働きをするディ
ジタルフィルタ（通常、「ＭＴＩフィルタ」と呼ばれ
る）８３，９３により、その超音波パルス送受信毎の変
化分のみが抽出される。抽出された信号成分は、位相シ
フトから移動速度を演算する速度演算部１００ａ、位相
シフト量のばらつきを反映した量を演算する分散演算部
１０１ａ、信号強度を演算するパワー演算部１０２ａに
入力される。尚、分散演算部１０１ａで演算して得られ
る「位相シフト量のばらつきを反映した量」とは、「位
相シフト量」に基づく分散演算で算出される量が統計学
的に定義される「分散」ではないことを意味している。
すなわち、数学的に厳密な意味での「分散（Varience）
σ ２ 」とは、ランダムに分布するＮ個の値（変数ｘ １ ，
ｘ ２ ，…，ｘ ｎ ）から算出されるものであるのに対し、
本技術のようなパルスエコー法による超音波血流描画装
置におけるパルス間の位相シフト量（Δφ）は、真の意
味 でランダムに分布する変数ではない。真の意味でラン
ダムに振舞うのは「位相」そのものである。具体的に
は、（Ｎ＋１）回の送受信で得られたパルスの位相を
「φ ０ ，φ １ ，φ ２ ，…，φ Ｎ 」とし、それより得られ
る位相シフト量「Δφ １ ＝φ １ −φ ０ ，Δφ ２ ＝φ ２ −
φ １ ，・・・，Δφ Ｎ ＝φ Ｎ −φ Ｎ−１ 」を考える。こ
こで、例えば、位相φ ２ の計測値がノイズにより大きな
値になったとすると、位相シフト量Δφ ２ （＝φ ２ −φ
１ ）が大きくなるのに対して位相シフト量Δφ ３ （＝φ
３ −φ ２ ）が小さくなる。すなわち、位相シフト量Δφ
２ と位相シフト量Δφ ３ は独立にランダムな量ではな
い。従って、位相シフト量（Δφ １ ，Δφ ２ ，…，Δφ
Ｎ ）から分散演算により算出される量は，真の意味での
分散ではなく、「分散に似た値」にすぎないものであ
り、「位相シフト量のばらつきを反映した量」との表現
が正確であり、ここでは、そのように表現する。演算結
果は、ドプラ効果が探触子に近づく方向か離れる方向か
で異なる色が設定され、ＤＳＣ５０に入力される。ＤＳ
Ｃ５０の内容は、カラーコンバータ５５およびＤ／Ａ変
換器６０により、グレイスケール像（白黒）とドプラ像
（カラー）とを重ねて、カラー表示装置７０に表示され
る。このような超音波２次元血流描画装置では、血流の
検出原理として超音波パルス送信毎の位相シフトを検出
するパルスドプラ法を用いているため、カラー表示され
るドプラ信号には、目的とする血流以外に、心臓の拍
動，呼吸に伴う組織の運動および探触子の微妙な位置変
化を反映し、血流情報以外のアーチファクトを生むこと
が知られている。通常、これらのアーチファクト信号
は、その周波数帯域が血流のそれより十分に低いことか
ら、上記の高域濾波器（ＭＴＩフィルタ）によって除去
されている。
【０００３】
【発明が解決しようとする課題】ところで、肝臓や腎臓
等の腹部分野では、３cm/s程度の極低速の血流情報が臨
床的に有用であることが知られており、この場合には、
両者の周波数特性は、循環器の分野ほど明確に分離して
おらず、従来の単純な高域瀘波器のみの構成ではアーチ
ファクト信号を十分に除去できないという問題があっ
た。本発明は上記事情に鑑みてなされたもので、その目
的とするところは、従来の技術における上述の如き問題
を解消し、超音波血流描画装置における血流以外のアー
チファクト信号の描出を抑圧可能とした超音波血流描画
装置を提供することにある。
等の腹部分野では、３cm/s程度の極低速の血流情報が臨
床的に有用であることが知られており、この場合には、
両者の周波数特性は、循環器の分野ほど明確に分離して
おらず、従来の単純な高域瀘波器のみの構成ではアーチ
ファクト信号を十分に除去できないという問題があっ
た。本発明は上記事情に鑑みてなされたもので、その目
的とするところは、従来の技術における上述の如き問題
を解消し、超音波血流描画装置における血流以外のアー
チファクト信号の描出を抑圧可能とした超音波血流描画
装置を提供することにある。
【０００４】
【課題を解決するための手段】本発明の上記目的は、超
音波パルスを繰り返し送受信する手段と、該手段により
得られたパルスエコー信号の位相シフトから物体の流れ
または移動を検出する機構とを具備する超音波診断装置
において、複数の単位時間当り位相シフト量の平均値か
ら流れまたは移動の速度を演算して表示する機構と、そ
の位相シフト量のばらつきを反映する量を演算する機構
を有し、そのばらつき反映量がある一定値以下の場合の
速度表示強度をその一定値以上の場合と比べて小さくす
ることを特徴とする超音波血流描画装置によって達成さ
れる。
音波パルスを繰り返し送受信する手段と、該手段により
得られたパルスエコー信号の位相シフトから物体の流れ
または移動を検出する機構とを具備する超音波診断装置
において、複数の単位時間当り位相シフト量の平均値か
ら流れまたは移動の速度を演算して表示する機構と、そ
の位相シフト量のばらつきを反映する量を演算する機構
を有し、そのばらつき反映量がある一定値以下の場合の
速度表示強度をその一定値以上の場合と比べて小さくす
ることを特徴とする超音波血流描画装置によって達成さ
れる。
【０００５】
【作用】上述の構成は、本発明者等が、超音波血流描画
装置において検出されるパルスドプラ信号を解析した結
果、超音波パルスを繰り返し送受信することにより得ら
れたパルスエコー信号の単位時間当り位相シフト量のば
らつきを反映する量に関して、動きを有するエコー源が
血流である場合の方が臓器実質である場合よりも有為に
大きいことを見出したことに基づいている。すなわち、
本発明に係る超音波血流描画装置においては、複数の単
位時間当り位相シフト量の平均値から流れまたは移動の
速度を演算して描画するときの表示強度について、その
位相シフト量のばらつきを反映する量がある一定値以下
の場合の表示強度を、その一定値以上の場合と比べて小
さくすることにより、臓器実質の動きによるドプラ信号
の表示強度を抑圧するようにしたものである。臓器実質
の動きによるアーチファクトは、上述の位相シフトばら
つき反映量に関する閾値を適切に設定することにより血
流信号と弁別され、血流描画能力を実質的に保持しなが
ら、その表示強度を大幅に抑圧することが可能になる。
装置において検出されるパルスドプラ信号を解析した結
果、超音波パルスを繰り返し送受信することにより得ら
れたパルスエコー信号の単位時間当り位相シフト量のば
らつきを反映する量に関して、動きを有するエコー源が
血流である場合の方が臓器実質である場合よりも有為に
大きいことを見出したことに基づいている。すなわち、
本発明に係る超音波血流描画装置においては、複数の単
位時間当り位相シフト量の平均値から流れまたは移動の
速度を演算して描画するときの表示強度について、その
位相シフト量のばらつきを反映する量がある一定値以下
の場合の表示強度を、その一定値以上の場合と比べて小
さくすることにより、臓器実質の動きによるドプラ信号
の表示強度を抑圧するようにしたものである。臓器実質
の動きによるアーチファクトは、上述の位相シフトばら
つき反映量に関する閾値を適切に設定することにより血
流信号と弁別され、血流描画能力を実質的に保持しなが
ら、その表示強度を大幅に抑圧することが可能になる。
【０００６】
【実施例】以下、本発明の実施例を図面に基づいて詳細
に説明する。図１は、本発明の一実施例である超音波血
流描画装置の構成を示すブロック図である。図中、１お
よび10から102までの記号で示される構成要素について
は、先に説明した図４中に示したと同じ構成要素を示し
ている。なお、130 は後述する表示制御部を示してい
る。以下、上述の如く構成された本実施例の動作を説明
する。整相部35等で電子収束処理された超音波信号は、
前記従来例と同様に、ドプラ制御部22から生成される参
照信号22ａ，22ｂとのミキサ80，90による混合演算によ
り、同相成分と90゜成分とに分離される。各信号は、ア
ナログ低域通過フィルタ(ＬＰＦ)81，91で高調波成分を
除去された後、Ａ／Ｄ変換器82，92により標本化され
る。超音波パルスの送受信は、同じ位置に関して一定の
時間間隔をおいて複数回行われ、標本化されたディジタ
ル信号から、ＭＴＩフィルタ83，93によりその超音波パ
ルス送受信毎の変化分のみが抽出される。抽出された信
号成分は、位相シフトから移動速度を演算する主速度演
算部 100、位相シフトのばらつきを反映した量を演算す
る分散演算部 101、信号強度を演算する主パワー演算部
102に入力される。なお、上述の分散演算部 101での演
算においては、通常、分散の値そのものではなく、適当
な近似値が用いられるが、ここで用い得る分散の近似値
としては、例えば、第48回日本超音波医学会(1986年5
月)講演会論文集「超音波血流イメージング装置-分散表
示-」609〜610頁に示されているものを挙げることがで
きる。
に説明する。図１は、本発明の一実施例である超音波血
流描画装置の構成を示すブロック図である。図中、１お
よび10から102までの記号で示される構成要素について
は、先に説明した図４中に示したと同じ構成要素を示し
ている。なお、130 は後述する表示制御部を示してい
る。以下、上述の如く構成された本実施例の動作を説明
する。整相部35等で電子収束処理された超音波信号は、
前記従来例と同様に、ドプラ制御部22から生成される参
照信号22ａ，22ｂとのミキサ80，90による混合演算によ
り、同相成分と90゜成分とに分離される。各信号は、ア
ナログ低域通過フィルタ(ＬＰＦ)81，91で高調波成分を
除去された後、Ａ／Ｄ変換器82，92により標本化され
る。超音波パルスの送受信は、同じ位置に関して一定の
時間間隔をおいて複数回行われ、標本化されたディジタ
ル信号から、ＭＴＩフィルタ83，93によりその超音波パ
ルス送受信毎の変化分のみが抽出される。抽出された信
号成分は、位相シフトから移動速度を演算する主速度演
算部 100、位相シフトのばらつきを反映した量を演算す
る分散演算部 101、信号強度を演算する主パワー演算部
102に入力される。なお、上述の分散演算部 101での演
算においては、通常、分散の値そのものではなく、適当
な近似値が用いられるが、ここで用い得る分散の近似値
としては、例えば、第48回日本超音波医学会(1986年5
月)講演会論文集「超音波血流イメージング装置-分散表
示-」609〜610頁に示されているものを挙げることがで
きる。
【０００７】本実施例に示す血流描画装置では、速度演
算部 100，分散演算部 101，パワー演算部 102の出力
は、一旦表示制御部 130に供給され、赤色・緑色・青色
の輝度信号に変換されてＤＳＣ50に供給される。ＤＳＣ
50の内容は、カラーコンバータ60およびＤ／Ａ変換器65
により、グレイスケール像(白黒)とドプラ像(カラー)を
重ねて、カラー表示装置70に表示される。図２に、本実
施例の表示制御部 130の内部構成を示す。図２に示す表
示制御部 130においては、色調制御部 111に供給された
速度信号Ｖとばらつき反映信号Ｄから、赤色・緑色・青
色の輝度配分が決定され、それぞれの輝度制御信号の演
算部に入力される。ばらつき反映信号Ｄは、また、圧縮
演算部 112に入力され、動きを有するエコー源が血流で
ある場合と臓器実質である場合とを判別するのに有効な
信号振幅範囲の情報を残し、他の振幅範囲を圧縮する圧
縮演算処理が行われて、輝度制御信号演算部 113に供給
される。輝度制御信号演算部 113では、圧縮されたばら
つき反映信号Ｃの大きさに応じて異なる入出力特性によ
り、パワー信号Ｐが輝度制御信号Ａ(図２参照)に変換さ
れる。
算部 100，分散演算部 101，パワー演算部 102の出力
は、一旦表示制御部 130に供給され、赤色・緑色・青色
の輝度信号に変換されてＤＳＣ50に供給される。ＤＳＣ
50の内容は、カラーコンバータ60およびＤ／Ａ変換器65
により、グレイスケール像(白黒)とドプラ像(カラー)を
重ねて、カラー表示装置70に表示される。図２に、本実
施例の表示制御部 130の内部構成を示す。図２に示す表
示制御部 130においては、色調制御部 111に供給された
速度信号Ｖとばらつき反映信号Ｄから、赤色・緑色・青
色の輝度配分が決定され、それぞれの輝度制御信号の演
算部に入力される。ばらつき反映信号Ｄは、また、圧縮
演算部 112に入力され、動きを有するエコー源が血流で
ある場合と臓器実質である場合とを判別するのに有効な
信号振幅範囲の情報を残し、他の振幅範囲を圧縮する圧
縮演算処理が行われて、輝度制御信号演算部 113に供給
される。輝度制御信号演算部 113では、圧縮されたばら
つき反映信号Ｃの大きさに応じて異なる入出力特性によ
り、パワー信号Ｐが輝度制御信号Ａ(図２参照)に変換さ
れる。
【０００８】本実施例に用いた輝度制御信号演算部入出
力特性の一例を図３に示す。圧縮されたばらつき反映信
号Ｃが最大値(図３ではＣ＝７)をとる場合、すなわち、
位相シフト量のばらつきが一定値以上である場合には、
動きを有するエコー源が血流であるとみなし、単調増加
する入出力特性によってパワー信号Ｐを表示輝度に変換
する。一方、圧縮されたばらつき反映信号Ｃが最小値
(図３ではＣ＝０)をとる場合、すなわち、位相シフト量
のばらつきが一定値以下である場合には、動きを有する
エコー源が実質臓器であるとみなし、表示輝度を０とす
る。圧縮されたばらつき反映信号Ｃが両者の間の値(図
３では０＜Ｃ＜７)をとる場合には、同じ振幅のパワー
信号入力について、表示輝度が、圧縮されたばらつき反
映信号振幅に対し単調増加となるような入出力特性とな
っている。この入出力特性により、ばらつき反映信号の
振幅が、動きを有するエコー源が血流であるとも実質臓
器であるとも一概に決定できない範囲のレベルである場
合であっても、間違いの少ない情報を表示することがで
きる。上記実施例によれば、この入出力特性により、ば
らつき反映信号の振幅が、動きを有するエコー源が血流
であるとも実質臓器であるとも一概に決定できない範囲
のレベルである場合であっても、間違いの少ない情報を
表示することができ、血流以外のアーチファクト信号の
描出を抑圧可能とした超音波血流描画装置を実現するこ
とができる。
力特性の一例を図３に示す。圧縮されたばらつき反映信
号Ｃが最大値(図３ではＣ＝７)をとる場合、すなわち、
位相シフト量のばらつきが一定値以上である場合には、
動きを有するエコー源が血流であるとみなし、単調増加
する入出力特性によってパワー信号Ｐを表示輝度に変換
する。一方、圧縮されたばらつき反映信号Ｃが最小値
(図３ではＣ＝０)をとる場合、すなわち、位相シフト量
のばらつきが一定値以下である場合には、動きを有する
エコー源が実質臓器であるとみなし、表示輝度を０とす
る。圧縮されたばらつき反映信号Ｃが両者の間の値(図
３では０＜Ｃ＜７)をとる場合には、同じ振幅のパワー
信号入力について、表示輝度が、圧縮されたばらつき反
映信号振幅に対し単調増加となるような入出力特性とな
っている。この入出力特性により、ばらつき反映信号の
振幅が、動きを有するエコー源が血流であるとも実質臓
器であるとも一概に決定できない範囲のレベルである場
合であっても、間違いの少ない情報を表示することがで
きる。上記実施例によれば、この入出力特性により、ば
らつき反映信号の振幅が、動きを有するエコー源が血流
であるとも実質臓器であるとも一概に決定できない範囲
のレベルである場合であっても、間違いの少ない情報を
表示することができ、血流以外のアーチファクト信号の
描出を抑圧可能とした超音波血流描画装置を実現するこ
とができる。
【０００９】なお、上述の入出力特性例では、この範囲
のばらつき反映信号に対して、パワー信号振幅が最大で
ある場合の輝度を、同じばらつき反映信号振幅に対する
最大輝度よりも小さくする特性となっている。これは、
エコー源が実質臓器である場合の方が血流である場合よ
りもパワー信号振幅が大きくなる傾向を配慮したもので
ある。上述の如き特性をもつ輝度制御信号演算は、予め
その特性を記録した高速大容量メモリの読み出しにより
行うことができる。その際、ばらつき反映信号圧縮演算
部 112を省略し、ばらつき反映信号Ｄを輝度制御信号演
算部 113に直接入力する構成とすることも考えられる
が、上述の如き構成とすることにより同じ容量のメモリ
を用いて、より高度な輝度制御が可能となる。なお、本
発明の血流・実質臓器弁別機能の必要性ならびに有用性
は、診断対象部位により異なるので、本機能を診断モー
ドによりオン・オフできるよう構成することも考えられ
る。本機能をオフする制御は、例えば、ばらつき反映信
号圧縮演算部出力Ｃを常に最大値とすることにより容易
に行うことができる。
のばらつき反映信号に対して、パワー信号振幅が最大で
ある場合の輝度を、同じばらつき反映信号振幅に対する
最大輝度よりも小さくする特性となっている。これは、
エコー源が実質臓器である場合の方が血流である場合よ
りもパワー信号振幅が大きくなる傾向を配慮したもので
ある。上述の如き特性をもつ輝度制御信号演算は、予め
その特性を記録した高速大容量メモリの読み出しにより
行うことができる。その際、ばらつき反映信号圧縮演算
部 112を省略し、ばらつき反映信号Ｄを輝度制御信号演
算部 113に直接入力する構成とすることも考えられる
が、上述の如き構成とすることにより同じ容量のメモリ
を用いて、より高度な輝度制御が可能となる。なお、本
発明の血流・実質臓器弁別機能の必要性ならびに有用性
は、診断対象部位により異なるので、本機能を診断モー
ドによりオン・オフできるよう構成することも考えられ
る。本機能をオフする制御は、例えば、ばらつき反映信
号圧縮演算部出力Ｃを常に最大値とすることにより容易
に行うことができる。
【００１０】
【発明の効果】以上、詳細に説明した如く、本発明によ
れば、超音波血流描画装置において、血流以外の体の動
きに伴うアーチファクト信号を、位相シフトばらつき反
映量により弁別し、これにより、血流描画能力を実質的
に保持しながらアーチファクトを大幅に低減することが
可能となり、血流以外のアーチファクト信号の描出を抑
圧可能とした超音波血流描画装置を実現できるという顕
著な効果を奏するものである。
れば、超音波血流描画装置において、血流以外の体の動
きに伴うアーチファクト信号を、位相シフトばらつき反
映量により弁別し、これにより、血流描画能力を実質的
に保持しながらアーチファクトを大幅に低減することが
可能となり、血流以外のアーチファクト信号の描出を抑
圧可能とした超音波血流描画装置を実現できるという顕
著な効果を奏するものである。
【００１１】
【図１】本発明の一実施例を示すブロック構成図であ
る。
る。
【図２】実施例の表示制御部の構成例を示す図である。
【図３】実施例の表示制御部の入出力特性の一例を示す
図である。
図である。
【図４】従来の超音波カラー血流描画装置の構成例を示
す図である。
す図である。
10：電子走査型探触子、21：Ｂモード制御部、22：ドプ
ラ制御部、30：送受波部、35：整相部、45：Ａ／Ｄ変換
器、50：ＤＳＣ、55：カラーコンバータ、60：Ｄ／Ａ変
換器、70：カラーモニタ、80，90：ミキサ、81，91：Ｌ
ＰＦ、82，92：Ａ／Ｄ変換器、83，93：ＭＴＩ、100：
速度演算部、101：ばらつき反映信号演算部、102：パワ
ー演算部、130：表示制御部、111：色調制御信号演算
部、112：ばらつき反映信号圧縮演算部、113：輝度制御
信号演算部、121：赤色輝度制御信号演算部、122：緑色
輝度制御信号演算部、123：青色輝度制御信号演算部、
Ｖ：速度信号、Ｄ：ばらつき反映信号、Ｃ：圧縮された
ばらつき反映信号、Ｐ：パワー信号、Ａ：輝度制御信
号、Ｒ：赤色輝度制御信号、Ｇ：緑色輝度制御信号、
Ｂ：青色輝度制御信号。
ラ制御部、30：送受波部、35：整相部、45：Ａ／Ｄ変換
器、50：ＤＳＣ、55：カラーコンバータ、60：Ｄ／Ａ変
換器、70：カラーモニタ、80，90：ミキサ、81，91：Ｌ
ＰＦ、82，92：Ａ／Ｄ変換器、83，93：ＭＴＩ、100：
速度演算部、101：ばらつき反映信号演算部、102：パワ
ー演算部、130：表示制御部、111：色調制御信号演算
部、112：ばらつき反映信号圧縮演算部、113：輝度制御
信号演算部、121：赤色輝度制御信号演算部、122：緑色
輝度制御信号演算部、123：青色輝度制御信号演算部、
Ｖ：速度信号、Ｄ：ばらつき反映信号、Ｃ：圧縮された
ばらつき反映信号、Ｐ：パワー信号、Ａ：輝度制御信
号、Ｒ：赤色輝度制御信号、Ｇ：緑色輝度制御信号、
Ｂ：青色輝度制御信号。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 玉野 聡 千葉県柏市新十余二２−１ 株式会社日 立メディコ柏工場内 (72)発明者 西山 久司 東京都国分寺市東恋ヶ窪１丁目280番地 株式会社日立製作所中央研究所内 (56)参考文献 特開 平４−158850（ＪＰ，Ａ) 特開 平４−218143（ＪＰ，Ａ) 特開 平３−55048（ＪＰ，Ａ) 特開 平３−247328（ＪＰ，Ａ) 実開 昭63−141107（ＪＰ，Ｕ) (58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名) A61B 8/00 - 8/15 実用ファイル（ＰＡＴＯＬＩＳ) 特許ファイル（ＰＡＴＯＬＩＳ)
Claims (1)
- 【請求項１】 超音波パルスを繰り返し送受波する送受
波手段と、該送受波手段により得られた複数回のパルス
エコー信号に高域濾波器を介した信号成分の位相シフト
量から血流または臓器の移動の速度を検出する速度検出
手段と、該速度検出手段で検出された速度を色相で表す
カラー表示を超音波断層像に重畳する表示手段とを具備
する超音波血流描画装置であって、 複数の前記位相シフト量からそのばらつきを反映する量
を演算する分散演算手段と、 前記表示手段でのカラー表示の表示輝度を制御する表示
制御部とを有し、 前記速度検出手段は、複数の単位時間当たりの前記位相
シフト量の平均値から、前記血流または臓器の移動の速
度を検出し、 前記表示制御部は、前記信号成分の信号強度を入力と
し、前記分散演算手段により得られる位相シフトばらつ
き反映量の大きさに応じて異なる入出力特性に従って前
記表示輝度を制御し、 各入出力特性は、それぞれが対応する前記位相シフトば
らつき反映量が大きいほど高い表示輝度を出力する特性
を有し、 前記位相シフトばらつき反映量の最大値に対応する入出
力特性は、入力される前記信号成分の信号強度の増加に
対して前記表示輝度を単調増加させる特性を有し、 前記位相シフトばらつき反映量の最小値に対応する入出
力特性は、前記信号成分の信号強度の入力値に係わらず
前記表示輝度をゼロにする特性を有し、 前記位相シフトばらつき反映量の最大値と最小値との間
の値に対応する各入出力特性は、入力される前記信号成
分の信号強度の増加に対して、予め定められた最大輝度
までは前記表示輝度を単調増加させ、以降、入力される
前記信号成分の信号強度が最大になるまで前記表示輝度
を減少させる特性を有することを特徴とする超音波血流
描画装置。
Priority Applications (3)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP04748791A JP3305729B2 (ja) | 1991-02-20 | 1991-02-20 | 超音波血流描画装置 |
| DE4134724A DE4134724C2 (de) | 1990-10-24 | 1991-10-21 | Einrichtung zur farbigen Strömungsaufzeichnung mit Ultraschall |
| US07/781,840 US5246006A (en) | 1990-10-24 | 1991-10-24 | Apparatus for ultrasonic color flow mapping |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP04748791A JP3305729B2 (ja) | 1991-02-20 | 1991-02-20 | 超音波血流描画装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH04263843A JPH04263843A (ja) | 1992-09-18 |
| JP3305729B2 true JP3305729B2 (ja) | 2002-07-24 |
Family
ID=12776480
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP04748791A Expired - Fee Related JP3305729B2 (ja) | 1990-10-24 | 1991-02-20 | 超音波血流描画装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP3305729B2 (ja) |
Families Citing this family (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP4187499B2 (ja) * | 2002-10-18 | 2008-11-26 | オリンパス株式会社 | 超音波画像処理装置 |
-
1991
- 1991-02-20 JP JP04748791A patent/JP3305729B2/ja not_active Expired - Fee Related
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH04263843A (ja) | 1992-09-18 |
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