JP3432627B2 - 超音波診断装置 - Google Patents
超音波診断装置Info
- Publication number
- JP3432627B2 JP3432627B2 JP3084695A JP3084695A JP3432627B2 JP 3432627 B2 JP3432627 B2 JP 3432627B2 JP 3084695 A JP3084695 A JP 3084695A JP 3084695 A JP3084695 A JP 3084695A JP 3432627 B2 JP3432627 B2 JP 3432627B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- filter
- component
- correction
- variance
- bandwidth
- 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】
【０００１】
【産業上の利用分野】この発明は、超音波診断装置に関
する。さらに詳しくは、ＭＴＩフィルタの特性に起因し
て流れの分散値が真の値から離れた値に評価されること
を防止できるようにした超音波診断装置に関する。 【０００２】 【従来の技術】図５は、従来の超音波診断装置の一例の
ブロック図である。この超音波診断装置５００では、超
音波探触子１および送受信器２により、各音線毎に、Ｍ
発（例えば１５発）の超音波パルスを時間間隔Ｔ（例え
ば１ｍｓ）で送信する。そして、各音線の深さ方向のＮ
点（例えば１０００点）のサンプリング点に対応した超
音波エコー信号を採取する。ＣＦＭ（Color Flow Mappi
ng）画像を表示する場合には、上記超音波エコー信号を
直交検波部４に入力する。直交検波部４のミキサー４
ａ，４ｂは、参照信号発生器４ｃ，４ｄからの参照信号
と前記超音波エコー信号とを乗算し、ＬＰＦ（Ｌow Ｐa
ss Ｆilter）４ｇ，４ｈを通して、直交成分Ｑと同相成
分Ｉを出力する。Ａ／Ｄ変換部５，６は、直交成分Ｑと
同相成分ＩをそれぞれＡ／Ｄ変換し、メモリ７，８に書
き込む。 【０００３】ＭＴＩフィルタ９，１０には、直交成分Ｑ
と同相成分Ｉからクラッタ成分（比較的に動きの遅い心
臓壁などの組織からの成分）を除去するための幾つかの
フィルタ特性が記憶されている。操作者は、入力装置１
１を用いて、ＭＴＩフィルタ９，１０に記憶されている
上記フィルタ特性の中から１つのフィルタ特性を選択で
きる。ＭＴＩフィルタ９，１０は、メモリ７，８から直
交成分Ｑと同相成分Ｉとを呼び出し、選択されたフィル
タ特性に基づいて前記直交成分Ｑと同相成分Ｉからクラ
ッタ成分を除去する。 【０００４】ＣＭＦ演算部１２は、前記不要なクラッタ
成分を除去した直交成分Ｑと同相成分Ｉとに対して、一
つの音線上の各サンプリング点ｎ（ｎ＝１，２，…，
Ｎ）における流れの平均速度値ｖおよび分散値σ’をＭ
発の超音波パルス間の自己相関演算によって算出し、Ｄ
ＳＣ（Digital Scan Convertor）１３に渡す。ＤＳＣ１
３は、前記流れの平均速度値ｖおよび分散値σ’を表示
値（カラーおよび輝度）に変換し且つサンプリング点の
位置に応じて２次元マッピングし、ＣＦＭ画像データを
生成する。なお、一般には、流れの平均速度値ｖは、そ
の符号により赤または青のカラーとし、絶対値の大きさ
により輝度を定める。また、分散値σ’は、緑色のカラ
ーとし、その大きさにより輝度を定める。ＣＲＴ１４
は、前記ＣＦＭ画像データに基づいて、速度カラー画像
または分散カラー画像を画面に表示する。 【０００５】一方、Ｂモード画像を得る場合には、超音
波エコー信号をＢモード処理部３に入力する。Ｂモード
処理部３は、超音波エコー信号の強さからＢモードデー
タを生成し、ＤＳＣ１３に渡す。ＤＳＣ１３は、そのＢ
モードデータを表示値（カラーおよび輝度）に変換し且
つサンプリング点の位置に応じて２次元マッピングし、
Ｂモード画像データを生成する。なお、一般には、Ｂモ
ードデータは、グレイのカラーとし、その大きさにより
輝度を定める。ＣＲＴ１４は、前記Ｂモード画像データ
に基づいて、Ｂモード画像を画面に表示する。 【０００６】図６は、クラッタ成分と血流成分とＭＴＩ
フィルタ９，１０のフィルタ特性の関係を示す説明図で
ある。クラッタ成分Ｃおよび血流成分Ｂの大きさは、そ
れぞれの直交成分Ｑと同相成分Ｉの２乗の和の平方根に
より算出したものである。パルス繰り返し周波数ＰＲＦ
（Pulse Repetation Frequency）は、超音波パルスを送
信する時間間隔Ｔの逆数である。フィルタ特性Ｍは、そ
のカットオフ周波数ｆｃ１がクラッタ成分Ｃより高く且
つ血流成分Ｂよりも低くなるように選択される。 【０００７】図７は、図６のフィルタ特性Ｍに基づいて
クラッタ成分Ｃが除去された後の信号成分を表わす説明
図である。血流成分Ｂに対応する信号成分ｂのみが取り
出されるため、正しい分散値σ’が得られる。 【０００８】 【発明が解決しようとする課題】一般に、心臓領域で
は、図８に示すように、クラッタ成分Ｃの周波数帯域が
広く、クラッタ成分Ｃと血流成分Ｂの周波数帯域があま
り離れていない。このため、ＭＴＩフィルタ９，１０の
フィルタ特性として比較的低いカットオフ周波数ｆｃ１
のフィルタ特性Ｍを選択した場合は、クラッタ成分Ｃが
うまく除去されず、図９に示すように、クラッタ成分Ｃ
に対応する信号成分ｃ’が残ってしまう。しかし、クラ
ッタ成分Ｃに対応する信号成分ｃ’が残ると、モーショ
ンアーチファクトを生じてしまう。また、クラッタ成分
Ｃに対応する信号成分ｃ’の影響で真の値より過大に分
散値σ１’が算出されてしまう。一方、図１０に示すよ
うに、ＭＴＩフィルタ９，１０のフィルタ特性として比
較的高いカットオフ周波数ｆｃ２のフィルタ特性Ｍを選
択した場合は、クラッタ成分Ｃが完全に除去されるた
め、モーションアーチファクトを生じない。ところが、
血流成分Ｂも部分的にカットされてしまうため、図１１
に示すように、血流成分Ｂに対応する信号成分ｂ２が小
さくなり、これの影響で真の値より過小に分散値σ２’
が算出されてしまう。そこで、この発明の目的は、ＭＴ
Ｉフィルタのフィルタ特性として比較的高いカットオフ
周波数のフィルタ特性を選択した場合でも、流れの分散
値が真の値に近く評価されるようにした超音波診断装置
を提供することにある。 【０００９】 【課題を解決するための手段】第１の観点では、この発
明は、超音波探触子から被検体内に超音波を送信し、被
検体内からの超音波エコー信号を受信し、予め選択した
ＭＴＩフィルタを通して前記超音波エコー信号の低域周
波数成分を除去し、低域周波数成分を除去した前記超音
波エコー信号に基づいて少なくとも流れの分散値を取得
して表示する超音波診断装置において、選択したＭＴＩ
フィルタのフィルタ特性を取得しそのフィルタ特性に基
づいて前記流れの分散値を補正する分散値補正手段を具
備したことを特徴とする超音波診断装置を提供する。 【００１０】第２の観点では、この発明は、上記構成の
超音波診断装置において、前記分散値補正手段が、選択
したＭＴＩフィルタの帯域幅と基準帯域幅の帯域幅比を
求める帯域幅比算出手段と、前記帯域幅比に調整係数を
乗じて補正係数を算出する補正係数算出手段と、前記流
れの分散値に前記補正係数を乗じて補正分散値を算出す
る補正乗算手段とを備えたことを特徴とする超音波診断
装置を提供する。 【００１１】なお、上記構成において、前記分散値補正
手段の有効化（補正する）／無効化（補正しない）を操
作者が選択するための切換手段をさらに具備することが
好ましい。 【００１２】 【作用】上記第１の観点による超音波診断装置では、Ｍ
ＴＩフィルタを通して超音波エコー信号の低域周波数成
分を除去した後で算出した分散値を、ＭＴＩフィルタの
フィルタ特性に基づいて補正する。例えば、ＭＴＩフィ
ルタのフィルタ特性として比較的低いカットオフ周波数
のフィルタ特性を選択すると、上述のように、クラッタ
成分を完全に除去できずに過大に分散値が算出されてし
まうことがある。そこで、比較的低いカットオフ周波数
のフィルタ特性の場合には、“１”より小さな補正係数
を乗算すれば、真の値に近い分散値を得られる。一方、
ＭＴＩフィルタのフィルタ特性として比較的高いカット
オフ周波数のフィルタ特性を選択すると、上述のよう
に、クラッタ成分を完全に除去できるが、血流成分Ｂも
部分的にカットされてしまうため過小に分散値が算出さ
れてしまうことがある。そこで、比較的高いカットオフ
周波数のフィルタ特性の場合には、“１”より大きな補
正係数を乗算すれば、真の値に近い分散値を得られる。 【００１３】上記第２の観点による超音波診断装置で
は、選択したＭＴＩフィルタの帯域幅と基準帯域幅の帯
域幅比を求め、その帯域幅比に調整係数を乗じて補正係
数を算出し、その補正係数を流れの分散値に乗じて補正
分散値を算出する。例えば、ＭＴＩフィルタのフィルタ
特性として比較的低いカットオフ周波数ｆｃ１と比較的
高いカットオフ周波数ｆｃ２とがあるとき、比較的低い
カットオフ周波数ｆｃ１に対応する帯域幅を基準帯域幅
とする。すると、比較的低いカットオフ周波数ｆｃ１の
フィルタ特性を選択した場合、帯域幅比は“１”にな
る。ここで、調整係数を“１”より小さな値としておく
と、“１”より小さな補正係数が得られるので、これを
乗算すれば、真の値に近い分散値を得られる。一方、比
較的高いカットオフ周波数ｆｃ２のフィルタ特性を選択
した場合、帯域幅比は“１”より大きな値になる。ここ
で、この帯域幅比と乗算した積が“１”より大きな値に
なり且つ“１”より小さな値の調整係数を選んでおけ
ば、補正係数は“１”より大きくなるので、これを乗算
すれば、真の値に近い分散値を得られる。 【００１４】なお、前記分散値補正手段の有効化（補正
する）／無効化（補正しない）を操作者が選択するため
の切換手段をさらに具備すれば、クラッタ成分の帯域幅
が比較的広い心臓部診断では前記分散値補正手段を有効
化し，クラッタ成分の帯域幅が比較的狭い腹部診断では
前記分散値補正手段を無効化する、といった切り換えが
可能となる。 【００１５】 【実施例】以下、図に示す実施例によりこの発明をさら
に詳しく説明する。なお、これによりこの発明が限定さ
れるものではない。図１は、この発明の超音波診断装置
の一実施例のブロック図である。この超音波診断装置１
００では、超音波探触子１および送受信器２により、各
音線毎に、Ｍ発（例えば１５発）の超音波パルスを時間
間隔Ｔ（例えば１ｍｓ）で送信する。そして、各音線の
深さ方向のＮ点（例えば１０００点）のサンプリング点
に対応した超音波エコー信号を採取する。 【００１６】ＣＦＭ画像を表示する場合には、上記超音
波エコー信号を直交検波部４に入力する。直交検波部４
のミキサー４ａ，４ｂは、参照信号発生器４ｃ，４ｄか
らの参照信号と前記超音波エコー信号とを乗算し、ＬＰ
Ｆ４ｇ，４ｈを通して、直交成分Ｑと同相成分Ｉを出力
する。Ａ／Ｄ変換部５，６は、直交成分Ｑと同相成分Ｉ
をそれぞれＡ／Ｄ変換し、メモリ７，８に書き込む。 【００１７】ＭＴＩフィルタ９，１０には、直交成分Ｑ
と同相成分Ｉからクラッタ成分を除去するための４段階
のフィルタ特性が記憶されている。図２に、前記フィル
タ特性を示す。フィルタ特性Ｍ０は、最も低いカットオ
フ周波数ｆｃ０を有する。すなわち、最も広い帯域幅Ｂ
０を有する。フィルタ特性Ｍ１は、２番目に低いカット
オフ周波数ｆｃ１を有する。すなわち、２番目に広い帯
域幅Ｂ１を有する。フィルタ特性Ｍ２は、２番目に高い
カットオフ周波数ｆｃ２を有する。すなわち、２番目に
狭い帯域幅Ｂ２を有する。フィルタ特性Ｍ３は、最も高
いカットオフ周波数ｆｃ３を有する。すなわち、最も狭
い帯域幅Ｂ３を有する。図１に戻り、操作者は、入力装
置１１を用いて、ＭＴＩフィルタ９，１０に記憶されて
いる上記フィルタ特性Ｍ０〜Ｍ３の中から１つのフィル
タ特性Ｍｉを選択することが出来る。 【００１８】ＭＴＩフィルタ９，１０は、メモリ７，８
から直交成分Ｑと同相成分Ｉとを呼び出し、選択された
フィルタ特性Ｍｉに基づいて前記直交成分Ｑと同相成分
Ｉからクラッタ成分を除去する。ＣＭＦ演算部１２は、
前記不要なクラッタ成分を除去した直交成分Ｑと同相成
分Ｉとに対して、一つの音線上の各サンプリング点ｎ
（ｎ＝１，２，…，Ｎ）における流れの平均速度値ｖお
よび分散値σ’をＭ発の超音波パルス間の自己相関演算
によって算出し、分散値補正部１５の補正乗算部２０に
渡す。 【００１９】分散値補正部１５は、帯域幅比算出部１６
と、調整係数設定部１７と、補正係数算出部１８と、有
効／無効切換部１９と、前記補正乗算部２０とを備えて
いる。前記帯域幅比算出部１６は、ＭＴＩフィルタ９，
１０のフィルタ特性Ｍ０〜Ｍ１に対応した帯域幅Ｂ０〜
Ｍ３が記憶されている。操作者が入力装置１１を用いて
ＭＴＩフィルタ９，１０のフィルタ特性Ｍｉを選択する
と、帯域幅比算出部１６は、最も広い帯域幅Ｂ０を基準
帯域幅とし、選択したＭＴＩフィルタの帯域幅Ｂｉと基
準帯域幅の帯域幅比α＝Ｂ０／Ｂｉを算出する。前記調
整係数設定部１７は、操作者が入力装置１１を用いて設
定した調整係数βを保持する。この調整係数βは、補正
が過剰にならないようにするためのもので、操作者が経
験的に設定する。前記補正係数算出部１８は、前記帯域
幅比αに調整係数βを乗じて補正係数γ＝α・βを算出
する前記有効／無効切換部１９は、操作者が入力装置１
１を用いて“有効”を選択すると前記補正係数γを前記
補正乗算部２０に入力し、“無効”を選択すると“１”
を前記補正乗算部２０に入力する。前記補正乗算部２０
は、分散値σ’と前記補正係数γまたは“１”とを乗算
し、補正した分散値σ”をＤＳＣ１３に渡す。ＤＳＣ１
３は、前記流れの平均速度値ｖおよび分散値σ”を表示
値（カラーおよび輝度）に変換し且つサンプリング点の
位置に応じて２次元マッピングし、ＣＦＭ画像データを
生成する。ＣＲＴ１４は、前記ＣＦＭ画像データに基づ
いて、速度カラー画像または分散カラー画像を画面に表
示する。 【００２０】さて、図３に示すように、ＭＴＩフィルタ
９，１０のフィルタ特性として比較的高いカットオフ周
波数ｆｃ２のフィルタ特性Ｍを選択した場合、クラッタ
成分Ｃが完全に除去されるため、モーションアーチファ
クトを生じない。ところが、血流成分Ｂも部分的にカッ
トされてしまうため、図４に示すように、血流成分Ｂに
対応する信号成分ｂ２が小さくなり、これの影響で真の
値より過小に分散値σ２’が算出されてしまう。しか
し、例えば、帯域幅比α＝２．０，調整係数β＝０．７
とするとき、補正係数γ＝α・β＝１．４が分散値σ
２’に乗算されるため、真の値に近い分散値σ２”が算
出される結果となる。Ｂモード画像を得る場合の動作は
従来と同じであり、説明を省略する。 【００２１】以上の超音波診断装置１００によれば、心
臓部診断では前記分散値補正部１５を有効化し，腹部診
断では前記分散値補正部１５を無効化することで、流れ
の分散値が真の値に近く評価されるようになる。すなわ
ち、ＭＴＩフィルタの特性に起因して流れの分散値が真
の値から離れた値に評価されることを防止できる。 【００２２】 【発明の効果】この発明の超音波診断装置によれば、Ｍ
ＴＩフィルタの特性に起因して流れの分散値が真の値か
ら離れた値に評価されることを防止することが出来る。
このため、診断の信頼性を向上できる。
する。さらに詳しくは、ＭＴＩフィルタの特性に起因し
て流れの分散値が真の値から離れた値に評価されること
を防止できるようにした超音波診断装置に関する。 【０００２】 【従来の技術】図５は、従来の超音波診断装置の一例の
ブロック図である。この超音波診断装置５００では、超
音波探触子１および送受信器２により、各音線毎に、Ｍ
発（例えば１５発）の超音波パルスを時間間隔Ｔ（例え
ば１ｍｓ）で送信する。そして、各音線の深さ方向のＮ
点（例えば１０００点）のサンプリング点に対応した超
音波エコー信号を採取する。ＣＦＭ（Color Flow Mappi
ng）画像を表示する場合には、上記超音波エコー信号を
直交検波部４に入力する。直交検波部４のミキサー４
ａ，４ｂは、参照信号発生器４ｃ，４ｄからの参照信号
と前記超音波エコー信号とを乗算し、ＬＰＦ（Ｌow Ｐa
ss Ｆilter）４ｇ，４ｈを通して、直交成分Ｑと同相成
分Ｉを出力する。Ａ／Ｄ変換部５，６は、直交成分Ｑと
同相成分ＩをそれぞれＡ／Ｄ変換し、メモリ７，８に書
き込む。 【０００３】ＭＴＩフィルタ９，１０には、直交成分Ｑ
と同相成分Ｉからクラッタ成分（比較的に動きの遅い心
臓壁などの組織からの成分）を除去するための幾つかの
フィルタ特性が記憶されている。操作者は、入力装置１
１を用いて、ＭＴＩフィルタ９，１０に記憶されている
上記フィルタ特性の中から１つのフィルタ特性を選択で
きる。ＭＴＩフィルタ９，１０は、メモリ７，８から直
交成分Ｑと同相成分Ｉとを呼び出し、選択されたフィル
タ特性に基づいて前記直交成分Ｑと同相成分Ｉからクラ
ッタ成分を除去する。 【０００４】ＣＭＦ演算部１２は、前記不要なクラッタ
成分を除去した直交成分Ｑと同相成分Ｉとに対して、一
つの音線上の各サンプリング点ｎ（ｎ＝１，２，…，
Ｎ）における流れの平均速度値ｖおよび分散値σ’をＭ
発の超音波パルス間の自己相関演算によって算出し、Ｄ
ＳＣ（Digital Scan Convertor）１３に渡す。ＤＳＣ１
３は、前記流れの平均速度値ｖおよび分散値σ’を表示
値（カラーおよび輝度）に変換し且つサンプリング点の
位置に応じて２次元マッピングし、ＣＦＭ画像データを
生成する。なお、一般には、流れの平均速度値ｖは、そ
の符号により赤または青のカラーとし、絶対値の大きさ
により輝度を定める。また、分散値σ’は、緑色のカラ
ーとし、その大きさにより輝度を定める。ＣＲＴ１４
は、前記ＣＦＭ画像データに基づいて、速度カラー画像
または分散カラー画像を画面に表示する。 【０００５】一方、Ｂモード画像を得る場合には、超音
波エコー信号をＢモード処理部３に入力する。Ｂモード
処理部３は、超音波エコー信号の強さからＢモードデー
タを生成し、ＤＳＣ１３に渡す。ＤＳＣ１３は、そのＢ
モードデータを表示値（カラーおよび輝度）に変換し且
つサンプリング点の位置に応じて２次元マッピングし、
Ｂモード画像データを生成する。なお、一般には、Ｂモ
ードデータは、グレイのカラーとし、その大きさにより
輝度を定める。ＣＲＴ１４は、前記Ｂモード画像データ
に基づいて、Ｂモード画像を画面に表示する。 【０００６】図６は、クラッタ成分と血流成分とＭＴＩ
フィルタ９，１０のフィルタ特性の関係を示す説明図で
ある。クラッタ成分Ｃおよび血流成分Ｂの大きさは、そ
れぞれの直交成分Ｑと同相成分Ｉの２乗の和の平方根に
より算出したものである。パルス繰り返し周波数ＰＲＦ
（Pulse Repetation Frequency）は、超音波パルスを送
信する時間間隔Ｔの逆数である。フィルタ特性Ｍは、そ
のカットオフ周波数ｆｃ１がクラッタ成分Ｃより高く且
つ血流成分Ｂよりも低くなるように選択される。 【０００７】図７は、図６のフィルタ特性Ｍに基づいて
クラッタ成分Ｃが除去された後の信号成分を表わす説明
図である。血流成分Ｂに対応する信号成分ｂのみが取り
出されるため、正しい分散値σ’が得られる。 【０００８】 【発明が解決しようとする課題】一般に、心臓領域で
は、図８に示すように、クラッタ成分Ｃの周波数帯域が
広く、クラッタ成分Ｃと血流成分Ｂの周波数帯域があま
り離れていない。このため、ＭＴＩフィルタ９，１０の
フィルタ特性として比較的低いカットオフ周波数ｆｃ１
のフィルタ特性Ｍを選択した場合は、クラッタ成分Ｃが
うまく除去されず、図９に示すように、クラッタ成分Ｃ
に対応する信号成分ｃ’が残ってしまう。しかし、クラ
ッタ成分Ｃに対応する信号成分ｃ’が残ると、モーショ
ンアーチファクトを生じてしまう。また、クラッタ成分
Ｃに対応する信号成分ｃ’の影響で真の値より過大に分
散値σ１’が算出されてしまう。一方、図１０に示すよ
うに、ＭＴＩフィルタ９，１０のフィルタ特性として比
較的高いカットオフ周波数ｆｃ２のフィルタ特性Ｍを選
択した場合は、クラッタ成分Ｃが完全に除去されるた
め、モーションアーチファクトを生じない。ところが、
血流成分Ｂも部分的にカットされてしまうため、図１１
に示すように、血流成分Ｂに対応する信号成分ｂ２が小
さくなり、これの影響で真の値より過小に分散値σ２’
が算出されてしまう。そこで、この発明の目的は、ＭＴ
Ｉフィルタのフィルタ特性として比較的高いカットオフ
周波数のフィルタ特性を選択した場合でも、流れの分散
値が真の値に近く評価されるようにした超音波診断装置
を提供することにある。 【０００９】 【課題を解決するための手段】第１の観点では、この発
明は、超音波探触子から被検体内に超音波を送信し、被
検体内からの超音波エコー信号を受信し、予め選択した
ＭＴＩフィルタを通して前記超音波エコー信号の低域周
波数成分を除去し、低域周波数成分を除去した前記超音
波エコー信号に基づいて少なくとも流れの分散値を取得
して表示する超音波診断装置において、選択したＭＴＩ
フィルタのフィルタ特性を取得しそのフィルタ特性に基
づいて前記流れの分散値を補正する分散値補正手段を具
備したことを特徴とする超音波診断装置を提供する。 【００１０】第２の観点では、この発明は、上記構成の
超音波診断装置において、前記分散値補正手段が、選択
したＭＴＩフィルタの帯域幅と基準帯域幅の帯域幅比を
求める帯域幅比算出手段と、前記帯域幅比に調整係数を
乗じて補正係数を算出する補正係数算出手段と、前記流
れの分散値に前記補正係数を乗じて補正分散値を算出す
る補正乗算手段とを備えたことを特徴とする超音波診断
装置を提供する。 【００１１】なお、上記構成において、前記分散値補正
手段の有効化（補正する）／無効化（補正しない）を操
作者が選択するための切換手段をさらに具備することが
好ましい。 【００１２】 【作用】上記第１の観点による超音波診断装置では、Ｍ
ＴＩフィルタを通して超音波エコー信号の低域周波数成
分を除去した後で算出した分散値を、ＭＴＩフィルタの
フィルタ特性に基づいて補正する。例えば、ＭＴＩフィ
ルタのフィルタ特性として比較的低いカットオフ周波数
のフィルタ特性を選択すると、上述のように、クラッタ
成分を完全に除去できずに過大に分散値が算出されてし
まうことがある。そこで、比較的低いカットオフ周波数
のフィルタ特性の場合には、“１”より小さな補正係数
を乗算すれば、真の値に近い分散値を得られる。一方、
ＭＴＩフィルタのフィルタ特性として比較的高いカット
オフ周波数のフィルタ特性を選択すると、上述のよう
に、クラッタ成分を完全に除去できるが、血流成分Ｂも
部分的にカットされてしまうため過小に分散値が算出さ
れてしまうことがある。そこで、比較的高いカットオフ
周波数のフィルタ特性の場合には、“１”より大きな補
正係数を乗算すれば、真の値に近い分散値を得られる。 【００１３】上記第２の観点による超音波診断装置で
は、選択したＭＴＩフィルタの帯域幅と基準帯域幅の帯
域幅比を求め、その帯域幅比に調整係数を乗じて補正係
数を算出し、その補正係数を流れの分散値に乗じて補正
分散値を算出する。例えば、ＭＴＩフィルタのフィルタ
特性として比較的低いカットオフ周波数ｆｃ１と比較的
高いカットオフ周波数ｆｃ２とがあるとき、比較的低い
カットオフ周波数ｆｃ１に対応する帯域幅を基準帯域幅
とする。すると、比較的低いカットオフ周波数ｆｃ１の
フィルタ特性を選択した場合、帯域幅比は“１”にな
る。ここで、調整係数を“１”より小さな値としておく
と、“１”より小さな補正係数が得られるので、これを
乗算すれば、真の値に近い分散値を得られる。一方、比
較的高いカットオフ周波数ｆｃ２のフィルタ特性を選択
した場合、帯域幅比は“１”より大きな値になる。ここ
で、この帯域幅比と乗算した積が“１”より大きな値に
なり且つ“１”より小さな値の調整係数を選んでおけ
ば、補正係数は“１”より大きくなるので、これを乗算
すれば、真の値に近い分散値を得られる。 【００１４】なお、前記分散値補正手段の有効化（補正
する）／無効化（補正しない）を操作者が選択するため
の切換手段をさらに具備すれば、クラッタ成分の帯域幅
が比較的広い心臓部診断では前記分散値補正手段を有効
化し，クラッタ成分の帯域幅が比較的狭い腹部診断では
前記分散値補正手段を無効化する、といった切り換えが
可能となる。 【００１５】 【実施例】以下、図に示す実施例によりこの発明をさら
に詳しく説明する。なお、これによりこの発明が限定さ
れるものではない。図１は、この発明の超音波診断装置
の一実施例のブロック図である。この超音波診断装置１
００では、超音波探触子１および送受信器２により、各
音線毎に、Ｍ発（例えば１５発）の超音波パルスを時間
間隔Ｔ（例えば１ｍｓ）で送信する。そして、各音線の
深さ方向のＮ点（例えば１０００点）のサンプリング点
に対応した超音波エコー信号を採取する。 【００１６】ＣＦＭ画像を表示する場合には、上記超音
波エコー信号を直交検波部４に入力する。直交検波部４
のミキサー４ａ，４ｂは、参照信号発生器４ｃ，４ｄか
らの参照信号と前記超音波エコー信号とを乗算し、ＬＰ
Ｆ４ｇ，４ｈを通して、直交成分Ｑと同相成分Ｉを出力
する。Ａ／Ｄ変換部５，６は、直交成分Ｑと同相成分Ｉ
をそれぞれＡ／Ｄ変換し、メモリ７，８に書き込む。 【００１７】ＭＴＩフィルタ９，１０には、直交成分Ｑ
と同相成分Ｉからクラッタ成分を除去するための４段階
のフィルタ特性が記憶されている。図２に、前記フィル
タ特性を示す。フィルタ特性Ｍ０は、最も低いカットオ
フ周波数ｆｃ０を有する。すなわち、最も広い帯域幅Ｂ
０を有する。フィルタ特性Ｍ１は、２番目に低いカット
オフ周波数ｆｃ１を有する。すなわち、２番目に広い帯
域幅Ｂ１を有する。フィルタ特性Ｍ２は、２番目に高い
カットオフ周波数ｆｃ２を有する。すなわち、２番目に
狭い帯域幅Ｂ２を有する。フィルタ特性Ｍ３は、最も高
いカットオフ周波数ｆｃ３を有する。すなわち、最も狭
い帯域幅Ｂ３を有する。図１に戻り、操作者は、入力装
置１１を用いて、ＭＴＩフィルタ９，１０に記憶されて
いる上記フィルタ特性Ｍ０〜Ｍ３の中から１つのフィル
タ特性Ｍｉを選択することが出来る。 【００１８】ＭＴＩフィルタ９，１０は、メモリ７，８
から直交成分Ｑと同相成分Ｉとを呼び出し、選択された
フィルタ特性Ｍｉに基づいて前記直交成分Ｑと同相成分
Ｉからクラッタ成分を除去する。ＣＭＦ演算部１２は、
前記不要なクラッタ成分を除去した直交成分Ｑと同相成
分Ｉとに対して、一つの音線上の各サンプリング点ｎ
（ｎ＝１，２，…，Ｎ）における流れの平均速度値ｖお
よび分散値σ’をＭ発の超音波パルス間の自己相関演算
によって算出し、分散値補正部１５の補正乗算部２０に
渡す。 【００１９】分散値補正部１５は、帯域幅比算出部１６
と、調整係数設定部１７と、補正係数算出部１８と、有
効／無効切換部１９と、前記補正乗算部２０とを備えて
いる。前記帯域幅比算出部１６は、ＭＴＩフィルタ９，
１０のフィルタ特性Ｍ０〜Ｍ１に対応した帯域幅Ｂ０〜
Ｍ３が記憶されている。操作者が入力装置１１を用いて
ＭＴＩフィルタ９，１０のフィルタ特性Ｍｉを選択する
と、帯域幅比算出部１６は、最も広い帯域幅Ｂ０を基準
帯域幅とし、選択したＭＴＩフィルタの帯域幅Ｂｉと基
準帯域幅の帯域幅比α＝Ｂ０／Ｂｉを算出する。前記調
整係数設定部１７は、操作者が入力装置１１を用いて設
定した調整係数βを保持する。この調整係数βは、補正
が過剰にならないようにするためのもので、操作者が経
験的に設定する。前記補正係数算出部１８は、前記帯域
幅比αに調整係数βを乗じて補正係数γ＝α・βを算出
する前記有効／無効切換部１９は、操作者が入力装置１
１を用いて“有効”を選択すると前記補正係数γを前記
補正乗算部２０に入力し、“無効”を選択すると“１”
を前記補正乗算部２０に入力する。前記補正乗算部２０
は、分散値σ’と前記補正係数γまたは“１”とを乗算
し、補正した分散値σ”をＤＳＣ１３に渡す。ＤＳＣ１
３は、前記流れの平均速度値ｖおよび分散値σ”を表示
値（カラーおよび輝度）に変換し且つサンプリング点の
位置に応じて２次元マッピングし、ＣＦＭ画像データを
生成する。ＣＲＴ１４は、前記ＣＦＭ画像データに基づ
いて、速度カラー画像または分散カラー画像を画面に表
示する。 【００２０】さて、図３に示すように、ＭＴＩフィルタ
９，１０のフィルタ特性として比較的高いカットオフ周
波数ｆｃ２のフィルタ特性Ｍを選択した場合、クラッタ
成分Ｃが完全に除去されるため、モーションアーチファ
クトを生じない。ところが、血流成分Ｂも部分的にカッ
トされてしまうため、図４に示すように、血流成分Ｂに
対応する信号成分ｂ２が小さくなり、これの影響で真の
値より過小に分散値σ２’が算出されてしまう。しか
し、例えば、帯域幅比α＝２．０，調整係数β＝０．７
とするとき、補正係数γ＝α・β＝１．４が分散値σ
２’に乗算されるため、真の値に近い分散値σ２”が算
出される結果となる。Ｂモード画像を得る場合の動作は
従来と同じであり、説明を省略する。 【００２１】以上の超音波診断装置１００によれば、心
臓部診断では前記分散値補正部１５を有効化し，腹部診
断では前記分散値補正部１５を無効化することで、流れ
の分散値が真の値に近く評価されるようになる。すなわ
ち、ＭＴＩフィルタの特性に起因して流れの分散値が真
の値から離れた値に評価されることを防止できる。 【００２２】 【発明の効果】この発明の超音波診断装置によれば、Ｍ
ＴＩフィルタの特性に起因して流れの分散値が真の値か
ら離れた値に評価されることを防止することが出来る。
このため、診断の信頼性を向上できる。
【図面の簡単な説明】
【図１】この発明の超音波診断装置の一実施例のブロッ
ク図である。 【図２】フィルタ特性の説明図である。 【図３】クラッタ成分と血流成分とＭＴＩフィルタのフ
ィルタ特性の関係を示す説明図である。 【図４】分散値の補正の説明図である。 【図５】従来の超音波診断装置の一例のブロック図であ
る。 【図６】ＭＴＩフィルタによるクラッタ成分の除去の説
明図である。 【図７】クラッタ成分が除去された後の信号成分を表わ
す説明図である。 【図８】比較的低いカットオフ周波数のフィルタ特性に
よるクラッタ成分の除去の説明図である。 【図９】クラッタ成分が不完全に除去された後の信号成
分を表わす説明図である。 【図１０】比較的高いカットオフ周波数のフィルタ特性
によるクラッタ成分の除去の説明図である。 【図１１】血流成分も部分的に除去された信号成分を表
わす説明図である。 【符号の説明】 １００ 超音波診断装置 １ 超音波探触子 ９，１０ ＭＴＩフィルタ １１ 入力装置 １５ 分散値補正部 １６ 帯域幅比算出部 １７ 調整係数設定部 １８ 補正係数算出部 １９ 有効／無効切換部 ２０ 補正乗算部 σ，σ’，σ” 分散値 α 帯域幅比 β 調整係数 γ 補正係数
ク図である。 【図２】フィルタ特性の説明図である。 【図３】クラッタ成分と血流成分とＭＴＩフィルタのフ
ィルタ特性の関係を示す説明図である。 【図４】分散値の補正の説明図である。 【図５】従来の超音波診断装置の一例のブロック図であ
る。 【図６】ＭＴＩフィルタによるクラッタ成分の除去の説
明図である。 【図７】クラッタ成分が除去された後の信号成分を表わ
す説明図である。 【図８】比較的低いカットオフ周波数のフィルタ特性に
よるクラッタ成分の除去の説明図である。 【図９】クラッタ成分が不完全に除去された後の信号成
分を表わす説明図である。 【図１０】比較的高いカットオフ周波数のフィルタ特性
によるクラッタ成分の除去の説明図である。 【図１１】血流成分も部分的に除去された信号成分を表
わす説明図である。 【符号の説明】 １００ 超音波診断装置 １ 超音波探触子 ９，１０ ＭＴＩフィルタ １１ 入力装置 １５ 分散値補正部 １６ 帯域幅比算出部 １７ 調整係数設定部 １８ 補正係数算出部 １９ 有効／無効切換部 ２０ 補正乗算部 σ，σ’，σ” 分散値 α 帯域幅比 β 調整係数 γ 補正係数
─────────────────────────────────────────────────────
フロントページの続き
(56)参考文献 特開 平１−212541（ＪＰ，Ａ)
特開 平３−133438（ＪＰ，Ａ)
特開 平７−23958（ＪＰ，Ａ)
特開 平８−182676（ＪＰ，Ａ)
実開 平６−15605（ＪＰ，Ｕ)
(58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名)
A61B 8/00
Claims (1)
- (57)【特許請求の範囲】 【請求項１】 超音波探触子から被検体内に超音波を送
信し、被検体内からの超音波エコー信号を受信し、予め選
択したＭＴＩ（Moving Target Indication）フィルタを
通して前記超音波エコー信号の低域周波数成分を除去
し、低域周波数成分を除去した前記超音波エコー信号に
基づいて少なくとも流れの分散値を取得して表示する超
音波診断装置において、 選択したＭＴＩフィルタのフィルタ特性を取得しそのフ
ィルタ特性に基づいて前記流れの分散値を補正する分散
値補正手段を具備し、 前記分散値補正手段は、選択したＭＴＩフィルタの帯域
幅と基準帯域幅の帯域幅比を求める帯域幅比算出手段
と、前記帯域幅比に調整係数を乗じて補正係数を算出す
る補正係数算出手段と、前記流れの分散値に前記補正係
数を乗じて補正分散値を算出する補正乗算手段とを備え
てなることを特徴とする超音波診断装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP3084695A JP3432627B2 (ja) | 1995-02-20 | 1995-02-20 | 超音波診断装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP3084695A JP3432627B2 (ja) | 1995-02-20 | 1995-02-20 | 超音波診断装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH08215194A JPH08215194A (ja) | 1996-08-27 |
| JP3432627B2 true JP3432627B2 (ja) | 2003-08-04 |
Family
ID=12315077
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP3084695A Expired - Fee Related JP3432627B2 (ja) | 1995-02-20 | 1995-02-20 | 超音波診断装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP3432627B2 (ja) |
Families Citing this family (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2005210441A (ja) * | 2004-01-23 | 2005-08-04 | Sanyo Electric Co Ltd | 画像信号処理装置 |
| JP2006255322A (ja) * | 2005-03-18 | 2006-09-28 | Matsushita Electric Ind Co Ltd | 超音波ドプラ血流計 |
| US9173629B2 (en) * | 2009-11-18 | 2015-11-03 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Ultrasonic diagnostic apparatus and ultrasonic image processing apparatus |
-
1995
- 1995-02-20 JP JP3084695A patent/JP3432627B2/ja not_active Expired - Fee Related
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH08215194A (ja) | 1996-08-27 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| JP4945040B2 (ja) | 超音波診断装置 | |
| JP2005319177A (ja) | 超音波診断装置 | |
| WO2011036891A1 (ja) | 超音波診断装置 | |
| JP4226882B2 (ja) | 超音波診断装置 | |
| JPH0975348A (ja) | 超音波診断装置 | |
| JP2001178721A (ja) | パケット・データ獲得を用いた超音波フロー撮像における運動の可視化のための方法および装置 | |
| JP2013215559A (ja) | 超音波診断装置及び超音波診断装置の制御プログラム | |
| JPH0779981A (ja) | 超音波診断装置 | |
| JP3432627B2 (ja) | 超音波診断装置 | |
| JP2000342585A (ja) | 超音波診断装置 | |
| JPH1075955A (ja) | 超音波診断装置 | |
| JP2001137245A (ja) | 超音波診断装置 | |
| JP6245853B2 (ja) | 超音波診断装置 | |
| JP3285673B2 (ja) | 超音波画像表示装置 | |
| JP3451025B2 (ja) | 超音波ドプラ診断装置 | |
| JP2956534B2 (ja) | 超音波ドプラ血流計 | |
| JP2009017991A (ja) | 超音波診断装置 | |
| JP3356505B2 (ja) | 超音波ドプラ診断装置 | |
| JP3353512B2 (ja) | 超音波診断装置 | |
| JPS6125536A (ja) | 超音波診断装置 | |
| JP3447150B2 (ja) | 超音波イメージング装置 | |
| JP2012010845A (ja) | 超音波診断装置 | |
| JP3406096B2 (ja) | 超音波診断装置 | |
| JP3329589B2 (ja) | 超音波イメージング表示方法及び超音波診断装置 | |
| JP2782229B2 (ja) | 超音波画像診断装置 |
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 |
|
| LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |