JPH01141648A - 超音波ドプラ装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 ［発明の目的］ （産業上の利用分野） 本発明は超音波ドプラ法を採用する超音波ドプラ装置に
関する。

（従来の技術） 近年超音波ドプラ法はＢモード断層法との併用により急
速に臨床的に使用されつつおる。

ドプラ血流情報の一般的な表示法としては、テレビジョ
ン学会誌（第３５巻第１号、第２項。

１９８１年）等に開示され、また第６図に示すように横
軸に時間、縦軸にドプラ偏移周波数（血流速度）をとり
、更に縦軸では超音波プローブに向う血流方向を順流（
十）、逆に遠ざかる血流方向を逆流（−）として血流パ
ターンを連続的なグラフ（スペクトル）として表示する
ことが行われている。

（発明が解決しようとする問題点） しかしながら、超音波プローブから打ち出される超音波
パルスの打ち出し周波数（以下「超音波繰り返し周波数
」という）ｆｒの１／２以上のドプラ周波数情報はサン
プリング定理から十分に得ることができないため、第６
図で示すように高速血流を観測した場合超音波繰り返し
周波数ｆ「の１／２以上のドプラ周波数情報が表示面上
で反対側に折り返って表示されるという問題が生じる。

これは超音波プローブに向う順流のうちの一部が逆流と
して把握されてしまうことを意味し、正確な血流速度を
求めることができない。

本発明は上記した従来の超音波ドプラ法を採用した装置
の問題点に鑑みて成されたものでおり、超音波繰り返し
周波数の１／２以上の周波数で血流パターンの折り返し
が生じた場合にも正確な血流速度を求めることができる
超音波ドプラ装置の提供を目的とするものである。

［発明の構成］ （問題点を解決するための手段） 上記目的を達成するために本発明は、被検体に超音波を
送受波し、被検体内の血流情報を９０度位相の異なる２
つの振幅情報とし、各情報からクラッタ成分を除去した
後に得られる各振幅情報について深さ方向に相関をとり
、その値から血流速度を求めるように構成した。

（作　用） クラッタ成分を除去した信号について深さ方向に関する
相関演算を行うことにより血流速度を求めているので、
超音波繰り返し周波数の１／２以上のドプラシフト周波
数での血流パターンの折り返しが生じてもこれに影響さ
れることはない。

（実施例） 以下実施例により本発明を具体的に説明する。

第１図は本発明の一実施例を示すブロック図である。同
図において１８，１ｂは超音波ＲＦ（Ｒａｉｌｉｏ　ｒ
ｒｅｑｕｅｎｃｙ）信号Ｓ２を９０度移相器によってそ
れぞれ９０度位相の異なる信号として検波する位相検波
回路でおり、各信号は低域通過フィルタ２ａ、２ｂ、Ａ
／Ｄ変換器３ａ、３ｂを介して後段に伝送されるように
なっている６４ａ。

４ｂは前記Ａ／Ｄ変換器３ａ、３ｂから送られてくる信
号から、例えば心臓の壁等からの固定信号（クラッタ成
分）を除去するための低域カットフィルタ（ＭＴＩフィ
ルタ）である。このＭＴＩフィルタはル−ト分の遅延線
２−１とこの遅延線の出力と係数ｋを付加した信号とを
加算する加算器Σとによって構成されている。５はクラ
ッタ成分を除去したＲＦ倍信号再構成する手段であり、
各ＭＴＩフィルタ４ａ、４ｂからの出力をそれぞれ２乗
するＸ２器５ａ、Ｙ２器５ｂ、加算器５ｃ。

ｆ演算器５ｄとによって構成されている。１５は相関演
算手段であり、前記再構成手段の出力Ｓ３にル−ト分の
遅延をかける遅延線６と、この遅延信号と遅延前の信号
とを入力し、特定の幅（生体の深さ方向）に対応する時
間ゲート間の相関演算を行う相関演算回路８と、前記特
定の幅の時間ゲートをかけるゲート回路７と、相関演算
回路の出力の時間差が最大となる値を検出して血流速度
■を演算する血流速演算回路９とによって構成される。

尚、１１はドプラスペクトラム演算回路であり、１２は
Ｂモード信＠処理回路でおり、１０は前記血流速度■と
Ｂモード信号及びドプラスペクトラム信号を入力し、こ
れらを合せた表示用データを作成するディジタルスキャ
ンコンバータＤＳＣであり、このＤＳＣＩＯの出力はモ
ニタ１３に出力されて表示に供される。

次に第２図乃至第４図をも参照に加えて前記装置の動作
を説明する。

第２図の上段に示すように超音波プローブＰＢからの超
音波パルス（ＰＲＦ）８１を血管ＢＴに送波して受信さ
れた超音波ＲＦ信号（ＲＦ）３２は位相検波回路１ａ、
’ｌｂ、低域通過フィルタ２ａ、２ｂを介して位相検波
された後、Ａ／Ｄ変換器３ａ、３ｂにてディジタル信号
に変換される。

各Ａ／Ｄ変換器３ａ、３ｂからの出力はＭＴＩフィルタ
４ａ、４ｂによってクラッタ成分を除去した信号として
生成される。この出力信号をそれぞれ２乗し、加算した
後に平方根をとればクラッタ成分を除去したＲＦ信号Ｓ
３として再構成される。

次に第３図に示すように上記信＠Ｓ３に対し特定の幅（
例えば６μｓ・・・これは生体の深さ方向の実際長では
約５ｍに相当）だけゲートをかけるゲート信号Ｇを印加
してその区間（Ｔｔ乃至Ｔｚ）で前のレートと次のレー
トでの相関をとる。

すなわち、前記再構成信号Ｓ３の波形をＺｉとすれば、
これは次式（１）で表わされる。

Ｚｔ（ｔ）−ｒ口η℃］］］打「　　　・・・（１）こ
こで１は超音波パルス繰り返し数（レート数）を示す。

相関は次式（２で表わされる。

ここでては第３図に示すようにル−ト後の深ざ方向の信
号との間の位相差である。

また、Ｔｌ　、Ｔ２はゲートの開始及び終点の時間であ
る。

上記（２式のＣｉ（τ）を演算し、Ｃｉ（τ）が最大と
なるτの値（ｒｍａｘ）を求める。

このようにして求められたｒｍａｘと血流速度Ｖとの関
係は以下のようになっている。

即ち、第４図に示すようにル−ト目と２レート目との間
での移動物体（血球）の移動距離をΔＸとすれば、これ
は次式（３）によって求められる。

（ここでｆｒは超音波繰り返し周波数）そして、ｒｍａ
ｘとの関係は次式（４）となる。

２・ΔＸ ｒ　ｍａｘ　＝　−＝（４） （ここでＣは媒体中の音速） 上記（３）、　（４）式から次式（５）が得られる。

−ｆｒ ｖ　−−−ｚ：　１ｌｌａｘ　　　　　　　　−＝（５
）この式によって血流速度Ｖが求められる。

次に、具体的数値により血流速度■を求めてみる。

ｃ−１５５０ｍ／ｓ、　ｆ　ｒ　＝　４　Ｋｆｆｚ、　
ｒｍａｘ　＝　０．３μｓｅｃとすれば、ｖ＝　０．９
３　ｍｉｓとなる。

このようにして得られた血流速度■の情報をＤＳＣｌｏ
に入力し、他の情報と合せてモニター３に表示する。

この結果ドプラスペクトルに折り返しが生じていてもこ
れに影響されずに正確な血流速度の測定を行うことがで
きる。

本発明は前記実施例に限定されず、種々の変形実施が可
能である。例えば、前記実施例ではＭＴＩフィルタ４ａ
、４ｂからの信号を２乗加算して相関演算手段に入力す
るようにしていたが、これに限らず第５図に示すように
複素相互相関演算回路１７を使用し、各ＭＴＩフィルタ
４ａ、４ｂの出力をそれぞれ遅延線１６ａ、１６ｂを介
して入力し、遅延線を介さない信号との関係で次式（６
）にＢ＝Ｘｎ　＋ｊＹｎである。

また、上記構成の場合にもドプラスペクトルは折り返っ
て表示されることになるから、前記相関演算結果から折
り返りを判定し、ドプラスペクトルが表示上折り返らな
いように処理してもよい。

このような処理は例えば本出願人が先に提案した公知側
技術（特願昭５８−２１４４６７、特開昭６Ｏ−１０６
４４０）を用いて容易に行うことができる。

［発明の効果］ 以上詳述したように本発明は、クラッタ部分を除去した
位相の異なる２つの振幅情報を深さ方向の相関をとり、
この結果に基づいて血流速度を求めているのでスペクト
ルの折り返りが生ずる場合でもこれに影響されずに正確
に血流速度を求めることのできる超音波ドプラ装置を提
供することができる。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明の一実施例を示すブロック図、第２図は
上記装置の作用説明のための波形図、第３図は相関演算
を説明するための図、第４図は相関値と血流速度との関
係を示す図、第５図は本発明の他の実施例に用いられる
相関演算手段の要部ブロック図、第６図はスペクトルの
折り返りを説明するためのパターン図でおる。 ４ａ、４ｂ・・・クラッタ成分除去手段、５・・・再構
成手段、 １０・・・ディジタルスキャンコンバータ、１１・・・
ドプラスペクトラム演算回路、１２・・・Ｂモード信号
処理回路、１３・・・モニタ、１５・・・相関演算手段
。 代理人　弁理士　則　　近　　憲　　缶周　　　　　近
　　藤　　　　　　猛

Claims (1)

【特許請求の範囲】
1. 被検体に超音波を送受波し、被検体内の血流情報を得て
   その血流情報から血流速度を求めるようにして成る超音
   波ドプラ装置において、９０度位相の異なる位相検波出
   力のそれぞれからクラツタ成分を除去するクラツタ成分
   除去手段と、このようにして得られた２つの振幅情報を
   深さ方向に相関をとってその値から血流速度を求める相
   関演算手段とを有することを特徴とする超音波ドプラ装
   置。