JPH0216139B2 - - Google Patents
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- JPH0216139B2 JPH0216139B2 JP58228330A JP22833083A JPH0216139B2 JP H0216139 B2 JPH0216139 B2 JP H0216139B2 JP 58228330 A JP58228330 A JP 58228330A JP 22833083 A JP22833083 A JP 22833083A JP H0216139 B2 JPH0216139 B2 JP H0216139B2
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Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
- A61B8/06—Measuring blood flow
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01S—RADIO DIRECTION-FINDING; RADIO NAVIGATION; DETERMINING DISTANCE OR VELOCITY BY USE OF RADIO WAVES; LOCATING OR PRESENCE-DETECTING BY USE OF THE REFLECTION OR RERADIATION OF RADIO WAVES; ANALOGOUS ARRANGEMENTS USING OTHER WAVES
- G01S15/00—Systems using the reflection or reradiation of acoustic waves, e.g. sonar systems
- G01S15/88—Sonar systems specially adapted for specific applications
- G01S15/89—Sonar systems specially adapted for specific applications for mapping or imaging
- G01S15/8906—Short-range imaging systems; Acoustic microscope systems using pulse-echo techniques
- G01S15/8979—Combined Doppler and pulse-echo imaging systems
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Description
【発明の詳細な説明】
［産業上の利用分野］
本発明は超音波診断装置、特に生体内運動部の
運動速度分布に対する偏差量を測定することので
きる改良された超音波診断装置に関する。
運動速度分布に対する偏差量を測定することので
きる改良された超音波診断装置に関する。
［背景技術］
生体内の運動部例えば心臓等の臓器あるいは循
環器及び血管内の血流または体液流などの運動速
度を測定するために、従来より超音波パルスドプ
ラが実用化されており、生体内運動部からの反射
エコーの周波数偏移によつて運動速度を電気的に
検出することができるが、この従来装置では、予
め定めた深度における特定点の運動速度のみしか
求めることができなかつた。
環器及び血管内の血流または体液流などの運動速
度を測定するために、従来より超音波パルスドプ
ラが実用化されており、生体内運動部からの反射
エコーの周波数偏移によつて運動速度を電気的に
検出することができるが、この従来装置では、予
め定めた深度における特定点の運動速度のみしか
求めることができなかつた。
この種の所望範囲全域の血流等の速度分布を求
めるための進んだ超音波ドプラ装置が本発明者ら
によつて既に特願昭57−70479（特開昭58−
188433）によつて提案されている。これによれ
ば、速度分布は得られるが、速度偏差分布までは
得ることができなかつた。
めるための進んだ超音波ドプラ装置が本発明者ら
によつて既に特願昭57−70479（特開昭58−
188433）によつて提案されている。これによれ
ば、速度分布は得られるが、速度偏差分布までは
得ることができなかつた。
本発明は速度情報のほかに診断上有用な情報で
ある平均速度（または平均周波数）に対する信号
の偏差量を測定表示するものである。ドプラ周波
数の偏差量は一般にスペクトルの広がりを表し、
血流の流れ方が層流的流れか乱流的流れかの識別
や乱れの度合いを表す量である。標準偏差値や分
散として知られている量は偏差量を表す。
ある平均速度（または平均周波数）に対する信号
の偏差量を測定表示するものである。ドプラ周波
数の偏差量は一般にスペクトルの広がりを表し、
血流の流れ方が層流的流れか乱流的流れかの識別
や乱れの度合いを表す量である。標準偏差値や分
散として知られている量は偏差量を表す。
［発明の目的］
本発明は前記従来の課題に鑑みなされたもので
あり、その目的は送受信される超音波ビーム通過
線上の偏差量を実時間で測定する改良された超音
波診断装置を提供することにある。
あり、その目的は送受信される超音波ビーム通過
線上の偏差量を実時間で測定する改良された超音
波診断装置を提供することにある。
［発明の構成］
上記目的を達成するため、本発明は、超音波パ
ルスビームを一定の繰返し周波数で生体内に送信
し反射波を受信増幅して表示する超音波診断装置
において、送信繰返し周波数の整数倍の周波数を
有し互いに複素関係にある一組の複素基準信号と
受信高周波信号とを混合して受信高周波信号を複
素信号に変換する複素信号変換器と、前記複素信
号の遅れ時間を設けて複素信号の自己相関を演算
する自己相関器と、前記自己相関器に入力される
複素信号の絶対値と自己相関器から出力される複
素自己相関の絶対値とを比較し両者の偏差量を演
算する偏差演算器と、を含み、生体内運動部の運
動速度の偏差分布を測定及び表示することを特徴
とする。
ルスビームを一定の繰返し周波数で生体内に送信
し反射波を受信増幅して表示する超音波診断装置
において、送信繰返し周波数の整数倍の周波数を
有し互いに複素関係にある一組の複素基準信号と
受信高周波信号とを混合して受信高周波信号を複
素信号に変換する複素信号変換器と、前記複素信
号の遅れ時間を設けて複素信号の自己相関を演算
する自己相関器と、前記自己相関器に入力される
複素信号の絶対値と自己相関器から出力される複
素自己相関の絶対値とを比較し両者の偏差量を演
算する偏差演算器と、を含み、生体内運動部の運
動速度の偏差分布を測定及び表示することを特徴
とする。
［実施例］
以下図面に基づいて本発明の好適な実施例を説
明する。
明する。
第１図において、安全な高周波信号を発生する
水晶発振器１０の出力は分周同期回路１２に供給
され、該分周同期回路１２によつて所望周波数の
各種出力信号が得られる。これらの出力信号は超
音波パルスビーム送信用の送信繰返し周波数信号
１００、複素変換のための複素基準信号１０２，
１０４、超音波診断結果の表示を行うための掃引
同期信号１０６及び装置各部の同期作用を行うク
ロツク信号１０８を含む。本発明において、前記
複素基準信号１０２，１０４は送信繰返し周波数
信号１００の整数倍の周波数を有しかつ互いに複
素関係となるよう、実施例においては、90゜の位
相差を有する。
水晶発振器１０の出力は分周同期回路１２に供給
され、該分周同期回路１２によつて所望周波数の
各種出力信号が得られる。これらの出力信号は超
音波パルスビーム送信用の送信繰返し周波数信号
１００、複素変換のための複素基準信号１０２，
１０４、超音波診断結果の表示を行うための掃引
同期信号１０６及び装置各部の同期作用を行うク
ロツク信号１０８を含む。本発明において、前記
複素基準信号１０２，１０４は送信繰返し周波数
信号１００の整数倍の周波数を有しかつ互いに複
素関係となるよう、実施例においては、90゜の位
相差を有する。
前記送信信号１００は駆動回路１４及び送受切
替回路１６を介して探触子１８に供給され該探触
子１８を励振し、超音波パルスビームが被検体２
０内に送信される。
替回路１６を介して探触子１８に供給され該探触
子１８を励振し、超音波パルスビームが被検体２
０内に送信される。
被検体２０からの反射エコーは探触子１８によ
つて電気信号に変換され、送受切替回路１６から
高周波増幅器２２へ送られて所望の増幅作用が施
された後、その一方の出力が通常のＢモードであ
るいはＭモード表示信号として表示部に供給さ
れ、また他方の出力は本発明に係る運動速度の偏
差量を測定するために演算処理部へ供給される。
つて電気信号に変換され、送受切替回路１６から
高周波増幅器２２へ送られて所望の増幅作用が施
された後、その一方の出力が通常のＢモードであ
るいはＭモード表示信号として表示部に供給さ
れ、また他方の出力は本発明に係る運動速度の偏
差量を測定するために演算処理部へ供給される。
通常のＢモードあるいはＭモード表示を行うた
めの出力信号は検波器２４及びビデオ増幅器２６
から切換器２８を介してCRT表示器３０に供給
され、CRT表示器３０の表示面を輝度変調する。
めの出力信号は検波器２４及びビデオ増幅器２６
から切換器２８を介してCRT表示器３０に供給
され、CRT表示器３０の表示面を輝度変調する。
前記探触子１８の超音波パルスビームを機械的
あるいは電気的な角度偏向などによつて走査させ
超音波パルスビームで被検体２０を周期的に走査
し、あるいは所望の偏向角にて走査を停止するた
めに走査制御部３２が設けられており、該走査制
御部３２の走査位置信号及び前記分周同期回路１
２から得られる掃引同期回路１０６とは掃引トリ
ガ発生器３４に供給され、CRT表示器３０の掃
引制御が行われる。
あるいは電気的な角度偏向などによつて走査させ
超音波パルスビームで被検体２０を周期的に走査
し、あるいは所望の偏向角にて走査を停止するた
めに走査制御部３２が設けられており、該走査制
御部３２の走査位置信号及び前記分周同期回路１
２から得られる掃引同期回路１０６とは掃引トリ
ガ発生器３４に供給され、CRT表示器３０の掃
引制御が行われる。
前記高周波増幅器２２の他方の出力は本発明に
おいて、複素演算に供され、所望の偏差情報が得
られる。このために、高周波増幅器２２から得ら
れる受信高周波信号は複素信号変換器３６に供給
されて複素信号に変換される。
おいて、複素演算に供され、所望の偏差情報が得
られる。このために、高周波増幅器２２から得ら
れる受信高周波信号は複素信号変換器３６に供給
されて複素信号に変換される。
すなわち、実施例においては、複素信号変換器
３６は位相検波器を含む一組のミキサ３８ａ，３
８ｂを有し、各ミキサ３８において前記受信高周
波信号は、それぞれ前記複素基準信号１０２，１
０４と混合され、複素基準信号１０２，１０４は
前述したように互いに90゜位相の異なる複素関係
にあるため、ミキサ３８から高周波信号に対応し
た複素信号を出力することができる。すなわち、
各ミキサ３８は混合検波によつて入力された受信
高周波信号と複素基準信号との両周波数の和と差
の周波数の信号を出力し、これら両信号が低域フ
イルタ４０ａ，４０ｂに供給され、耳の周波数成
分のみが取り出される。
３６は位相検波器を含む一組のミキサ３８ａ，３
８ｂを有し、各ミキサ３８において前記受信高周
波信号は、それぞれ前記複素基準信号１０２，１
０４と混合され、複素基準信号１０２，１０４は
前述したように互いに90゜位相の異なる複素関係
にあるため、ミキサ３８から高周波信号に対応し
た複素信号を出力することができる。すなわち、
各ミキサ３８は混合検波によつて入力された受信
高周波信号と複素基準信号との両周波数の和と差
の周波数の信号を出力し、これら両信号が低域フ
イルタ４０ａ，４０ｂに供給され、耳の周波数成
分のみが取り出される。
前記ミキサ３８の混合検波作用において、複素
基準信号１０２，１０４は単一周波数の連続波で
あるが、他方の入力信号である受信高周波信号は
ドプラ情報を含むパルス波なので、前記低域フイ
ルタ４０の出力には多数のスペクトル成分が現れ
ることとなる。以下にこの複素変換を演算式によ
つて説明する。
基準信号１０２，１０４は単一周波数の連続波で
あるが、他方の入力信号である受信高周波信号は
ドプラ情報を含むパルス波なので、前記低域フイ
ルタ４０の出力には多数のスペクトル成分が現れ
ることとなる。以下にこの複素変換を演算式によ
つて説明する。
一方の複素基準信号１０２は送信用の繰返し周
波数frの整数倍の周波数foを有し、その振幅を１
とすれば、 sin2πfot ………(1) なる正弦波電圧信号にて示される。一方、探触子
１８で受信される受信高周波信号は送信周波数を
foとすれば、 sin（2πfot＋2πfdt） ………(2) にて示される、ただし、fdはドプラ偏移周波数で
ある。
波数frの整数倍の周波数foを有し、その振幅を１
とすれば、 sin2πfot ………(1) なる正弦波電圧信号にて示される。一方、探触子
１８で受信される受信高周波信号は送信周波数を
foとすれば、 sin（2πfot＋2πfdt） ………(2) にて示される、ただし、fdはドプラ偏移周波数で
ある。
なお、この受信高周波信号には、一般に
sin｛2π（fo±nfr）ｔ＋2πfdt
・（１±nfr／fo）ｔ｝
のスペクトルが含まれる（frは送信繰返し周波
数、ｎは０、１、２…なる自然数である）が、以
下に説明を簡略化するために、ｎ＝０のときの(2)
式に示されるスペクトルについてのみ説明する。
数、ｎは０、１、２…なる自然数である）が、以
下に説明を簡略化するために、ｎ＝０のときの(2)
式に示されるスペクトルについてのみ説明する。
ミキサ３８ａでは一方の複素基準信号１０２と
受信高周波信号との積がとられるので、(1)式と(2)
式の積の２倍である次式に得られる。
受信高周波信号との積がとられるので、(1)式と(2)
式の積の２倍である次式に得られる。
cos2πfdt−cos（4πfot ＋2πfdt）
そして、この出力は低域フイルタ４０ａで2fo
＋fdの周波数が除去されるので、その出力信号は cos2πfdt ………(3) となる。
＋fdの周波数が除去されるので、その出力信号は cos2πfdt ………(3) となる。
一方、他方の複素基準信号１０４は前記信号１
０２と90゜位相が異なるので、 cos2πfot ………(4) なる余弦波電圧信号で示され、ミキサ３８ｂの混
合検波及び低域フイルタ４０ｂのフイルタ作用に
よつて、 sin2πfdt ………(5) なる信号に変換され、前記(3)式を実数部、そして
(5)式を虚数部とする複素信号に変換されたことと
なり、これら両信号は次の複素式によつて示すこ
とができる。
０２と90゜位相が異なるので、 cos2πfot ………(4) なる余弦波電圧信号で示され、ミキサ３８ｂの混
合検波及び低域フイルタ４０ｂのフイルタ作用に
よつて、 sin2πfdt ………(5) なる信号に変換され、前記(3)式を実数部、そして
(5)式を虚数部とする複素信号に変換されたことと
なり、これら両信号は次の複素式によつて示すこ
とができる。
Z1＝cos2πfdt＋isin2πfdt …(6)
以上のようにして複素変換された信号Z1はAD
変換器４２ａ，４２ｂによつてデジタル信号に変
換され、次段の複素デイレーラインキヤンセラ４
４に入力される。前記AD変換器４２へはクロツ
ク信号１０８が供給されて該クロツク信号による
サンプリングが行われている。
変換器４２ａ，４２ｂによつてデジタル信号に変
換され、次段の複素デイレーラインキヤンセラ４
４に入力される。前記AD変換器４２へはクロツ
ク信号１０８が供給されて該クロツク信号による
サンプリングが行われている。
実施例においては、前述した複素デイレーライ
ンキヤンセラ４４が設けられているので、生体内
の静止部あるいは低速運動部からの受信信号を除
去して運動部のみの速度信号を取り出すことがで
き、画像信号の品質を著しく向上させることがで
きる。すなわち、一般に生体からの例えば血流信
号には血管壁、心臓壁等のほぼ静止している生体
組織からの反射信号（クラツタ）が混入し、この
信号は血流からの反射信号に比較して通常強大な
ため血流測定に著しい妨害を与える。しかしなが
ら、本実施例においては、前記複素デイレーライ
ンキヤンセラ４４によりこのような低速度信号を
除去することができるので、運動部からの信号の
みを検出することが可能となる。
ンキヤンセラ４４が設けられているので、生体内
の静止部あるいは低速運動部からの受信信号を除
去して運動部のみの速度信号を取り出すことがで
き、画像信号の品質を著しく向上させることがで
きる。すなわち、一般に生体からの例えば血流信
号には血管壁、心臓壁等のほぼ静止している生体
組織からの反射信号（クラツタ）が混入し、この
信号は血流からの反射信号に比較して通常強大な
ため血流測定に著しい妨害を与える。しかしなが
ら、本実施例においては、前記複素デイレーライ
ンキヤンセラ４４によりこのような低速度信号を
除去することができるので、運動部からの信号の
みを検出することが可能となる。
複素デイレーラインキヤンセラ４４は繰返し信
号の１周期（Ｔ）に一致する遅延時間を有するデ
イレーライン４６ａ，４６ｂを有し、このデイレ
ーラインは例えば１周期の中に含まれるクロツク
パルスの数に等しい記憶素子から成るメモリまた
はシフトレジスタから形成することができる。そ
して、これらデイレーライン４６には、それぞれ
差演算器４８ａ，４８ｂが接続されており、差演
算器４８によつてデイレーライン４６の入力すな
わち現時刻の信号と出力すなわち１周期前の信号
とを同一深度において逐次比較して信号の１周期
間の差を演算する。従つて、静止あるいは低速度
の生体組織からの反射信号は現時刻の信号と１周
期前の信号との間に変化がなく、あるいは変化が
小さいため、差演算器４８の差出力は零に近くな
り、一方、速度の早い、例えば血流信号の差出力
は大きな値として検出され、これによつて前述し
たクラツタをを抑制することができる。更に、こ
の効果を確実にするため、複数個のデイレーライ
ンを用いた公知のデジタルフイルタを複素デイレ
ーラインキヤンセラとして用いることができる。
号の１周期（Ｔ）に一致する遅延時間を有するデ
イレーライン４６ａ，４６ｂを有し、このデイレ
ーラインは例えば１周期の中に含まれるクロツク
パルスの数に等しい記憶素子から成るメモリまた
はシフトレジスタから形成することができる。そ
して、これらデイレーライン４６には、それぞれ
差演算器４８ａ，４８ｂが接続されており、差演
算器４８によつてデイレーライン４６の入力すな
わち現時刻の信号と出力すなわち１周期前の信号
とを同一深度において逐次比較して信号の１周期
間の差を演算する。従つて、静止あるいは低速度
の生体組織からの反射信号は現時刻の信号と１周
期前の信号との間に変化がなく、あるいは変化が
小さいため、差演算器４８の差出力は零に近くな
り、一方、速度の早い、例えば血流信号の差出力
は大きな値として検出され、これによつて前述し
たクラツタをを抑制することができる。更に、こ
の効果を確実にするため、複数個のデイレーライ
ンを用いた公知のデジタルフイルタを複素デイレ
ーラインキヤンセラとして用いることができる。
前記複素デイレーラインキヤンセラ４４の作用
を以下に演算式で説明する。なお、第１図におい
ては、複素デイレーラインキヤンセラ４４への入
力はデジタル信号であるが、演算式では説明を簡
単にするために、(6)式のアナログ信号にて説明を
行う。デイレーライン４６の入力Z1を(6)式で示す
と、１周期遅延された出力Z2は Z2＝cos2πfd（ｔ−Ｔ） ＋ｉ sin2πfd（ｔ−Ｔ） ……(7) で示され、この結果、差演算器４８の差出力は Z3＝Z1−Z2＝−2sin2πfd ・（Ｔ／２）sin2πfd｛ｔ−（Ｔ／２）｝ ＋ｉ 2sin2πfd（Ｔ／２） ・cos2πfd｛ｔ−（Ｔ／２）｝ となり、ここで差出力Z3を Z3＝x3＋iy3 にて示せば、各x3、y3は次式となる。
を以下に演算式で説明する。なお、第１図におい
ては、複素デイレーラインキヤンセラ４４への入
力はデジタル信号であるが、演算式では説明を簡
単にするために、(6)式のアナログ信号にて説明を
行う。デイレーライン４６の入力Z1を(6)式で示す
と、１周期遅延された出力Z2は Z2＝cos2πfd（ｔ−Ｔ） ＋ｉ sin2πfd（ｔ−Ｔ） ……(7) で示され、この結果、差演算器４８の差出力は Z3＝Z1−Z2＝−2sin2πfd ・（Ｔ／２）sin2πfd｛ｔ−（Ｔ／２）｝ ＋ｉ 2sin2πfd（Ｔ／２） ・cos2πfd｛ｔ−（Ｔ／２）｝ となり、ここで差出力Z3を Z3＝x3＋iy3 にて示せば、各x3、y3は次式となる。
x3＝−2sin2πfd（Ｔ／２）
・sin2πfd｛ｔ−（Ｔ／２）｝ ………(8)
y3＝2sin2πfd（Ｔ／２）
・cos2πfd｛ｔ−（Ｔ／２）｝ ………(9)
以上のようにして、各差演算器４８ａ，４８ｂ
の出力には、それぞれx3、y3なる信号が出力され
ることとなる。
の出力には、それぞれx3、y3なる信号が出力され
ることとなる。
以上のようにして低速度信号が除去された複素
信号は、次に自己相関器５０によつて演算処理さ
れ、遅延量をＴとするZ3の自己相関が求められ
る。
信号は、次に自己相関器５０によつて演算処理さ
れ、遅延量をＴとするZ3の自己相関が求められ
る。
まず、入力信号Z3はデイレーライン５２ａ，５
２ｂにより１周期分遅延されてZ4が得られる。こ
の出力Z4は以下の式で表される。
２ｂにより１周期分遅延されてZ4が得られる。こ
の出力Z4は以下の式で表される。
Z4＝x4＋iy4
x4＝−2sin2πfd（Ｔ／２）
・sin2πfd｛ｔ−（３／2T）｝ ………(10)
y4＝2sin2πfd（Ｔ／２）
・cos2πfd｛ｔ−（３／2T）｝
………(11)
Z4 *＝x4−iy4とすると、以下の式によつて相
関が求められる。
関が求められる。
Z3Z4 *＝（x3＋iy3）（x4
−iy4）＝x3x4＋y3y4＋ｉ（x4y3−x3y4）
そして、この相関を求めるため、自己相関器５
０には４個の掛算器５４ａ，５４ｂ，５６ａ，５
６ｂ、そして、加減算器５８ａ，５８ｂが設けら
れ、前記相関演算が行われる。
０には４個の掛算器５４ａ，５４ｂ，５６ａ，５
６ｂ、そして、加減算器５８ａ，５８ｂが設けら
れ、前記相関演算が行われる。
加減算器５８ａの出力をＲとすれば、前記(8)、
(9)、(10)、(11)の各関係式から Ｒ＝x3x4＋y3y4＝4sin22πfd ・（Ｔ／２）cos2πfdT ……(12) が得られ、また加減算器５８ｂの出力をＩとすれ
ば、同様に Ｉ＝x4y3−x3y4＝4sin22πfd ・（Ｔ／２）sin2πfdT ……(13) が得られ、両加減算器５８の出力を合わせて次式
にて示される。
(9)、(10)、(11)の各関係式から Ｒ＝x3x4＋y3y4＝4sin22πfd ・（Ｔ／２）cos2πfdT ……(12) が得られ、また加減算器５８ｂの出力をＩとすれ
ば、同様に Ｉ＝x4y3−x3y4＝4sin22πfd ・（Ｔ／２）sin2πfdT ……(13) が得られ、両加減算器５８の出力を合わせて次式
にて示される。
Ｓ＝Ｒ＋iI …(14)
そして、この出力Ｓは信号の変動成分や装置か
ら発生する雑音成分を含むので、これら雑音成分
を除去するためのに平均回路によつて平均が求め
られ、この平均は＝＋ｉで表され、複素相
関が演算される。
ら発生する雑音成分を含むので、これら雑音成分
を除去するためのに平均回路によつて平均が求め
られ、この平均は＝＋ｉで表され、複素相
関が演算される。
前記平均回路はデイレーライン６０ａ，６０ｂ
にて１周期遅延した出力を現時刻の入力信号に加
算器６２ａ，６２ｂにて加算し、再びこの出力を
デイレーライン６０に供給する操作を繰り返し、
この加算を例えば、デジタル回路で構成する場合
には、その加算出力の上位ビツトを出力すれば、
平均値を得ることができる。しかし、単にこの操
作を繰り返し行つていくと、加算回路の増加に伴
い、出力値が逐次増大し、ついには飽和する。そ
こで、実施例においては、重み付回路６４ａ，６
４ｂが設けられ、出力を減衰させて入力と加算し
ている。すなわち、減衰量をαとすれば、現時刻
の信号より例えば10周期前の信号はα10だけ減衰
して現時刻の信号と加算されるので、出力に与え
る影響度が小さくなり、低減フイルタや移動平均
回路と同様の平均器能を果たすことが可能とな
る。また、重み付回路６４の重み付量を変えるこ
とにより、平均化の度合いを変更することが可能
となる。
にて１周期遅延した出力を現時刻の入力信号に加
算器６２ａ，６２ｂにて加算し、再びこの出力を
デイレーライン６０に供給する操作を繰り返し、
この加算を例えば、デジタル回路で構成する場合
には、その加算出力の上位ビツトを出力すれば、
平均値を得ることができる。しかし、単にこの操
作を繰り返し行つていくと、加算回路の増加に伴
い、出力値が逐次増大し、ついには飽和する。そ
こで、実施例においては、重み付回路６４ａ，６
４ｂが設けられ、出力を減衰させて入力と加算し
ている。すなわち、減衰量をαとすれば、現時刻
の信号より例えば10周期前の信号はα10だけ減衰
して現時刻の信号と加算されるので、出力に与え
る影響度が小さくなり、低減フイルタや移動平均
回路と同様の平均器能を果たすことが可能とな
る。また、重み付回路６４の重み付量を変えるこ
とにより、平均化の度合いを変更することが可能
となる。
以上のようにして、本実施例においては、複素
信号の相関が自己相関器５０から得られ、この相
関出力は速度演算器６６によつて相関出力の偏
角θが求められる。すなわち、偏角θは(12)、(13)
式から θ＝tan-1（／ ）＝2πfd ………(15) として求められ、この結果、ドプラ偏移周波数
は ＝θ／2πT ………(16) として前記偏角θから極めて容易に求められるこ
ととなる。
信号の相関が自己相関器５０から得られ、この相
関出力は速度演算器６６によつて相関出力の偏
角θが求められる。すなわち、偏角θは(12)、(13)
式から θ＝tan-1（／ ）＝2πfd ………(15) として求められ、この結果、ドプラ偏移周波数
は ＝θ／2πT ………(16) として前記偏角θから極めて容易に求められるこ
ととなる。
一方、、は本発明の偏差演算器８０に加わ
えられる。以下、この演算器の動作を説明する。
えられる。以下、この演算器の動作を説明する。
第２図は、、θの関係を表すベクトル図
で、この図から次の関係が得られる。
で、この図から次の関係が得られる。
＝｜ ｜cosθ ………(17)
＝｜ ｜sinθ ………(18)
｜ ｜2＝2＋2 ………(19)
ここで｜Ｓ｜は複素自己相関の絶対値である。
信号に偏差のない場合とある場合の相違を第３
図で説明する。偏差のないときは加減算器５８の
出力に動揺がなく、この出力データ（Ｒ、Ｉ）は
時間に対して１、２、３、４…の順に現れる。こ
のとき、、の絶対値は｜ ｜となり、この
ときの偏角をθとする。これに対応する平均周波
数はである。
図で説明する。偏差のないときは加減算器５８の
出力に動揺がなく、この出力データ（Ｒ、Ｉ）は
時間に対して１、２、３、４…の順に現れる。こ
のとき、、の絶対値は｜ ｜となり、この
ときの偏角をθとする。これに対応する平均周波
数はである。
次に、複素信号Ｓが平均周波数の周囲で動揺
している場合について考察する。
している場合について考察する。
第３図は説明を容易にするために平均周波数
の上下で１′，２′，３′，４′で示されるように対
称的に動揺している場合を示す。この状態では、
複素信号の平均値′の絶対値は動揺のないとき
に比較して小さくなる。なぜならば、複素信号群
の総和はそれらを構成する各ベクトル値がそれぞ
れ異なる場合にはそれらが同じ場合よりも複素数
の総和における振幅が小さくなるからである。
の上下で１′，２′，３′，４′で示されるように対
称的に動揺している場合を示す。この状態では、
複素信号の平均値′の絶対値は動揺のないとき
に比較して小さくなる。なぜならば、複素信号群
の総和はそれらを構成する各ベクトル値がそれぞ
れ異なる場合にはそれらが同じ場合よりも複素数
の総和における振幅が小さくなるからである。
第３図はこのような関係を説明している。図に
おいて、１Ｘ，２Ｘ，３Ｘ，４Ｘ…はそれぞれ加
減算器５８ａの出力を示し、また同様に１Ｙ，２
Ｙ，３Ｙ，４Ｙ…はそれぞれ加減算器５８ｂの出
力を示す。これらはいずれも変動しているが、そ
れらの変動幅は加算器６２ａ，６２ｂ、デイレー
ライン６０ａ，６０ｂ及び重み付回路６４ａ，６
４ｂから成るそれぞれの平均化回路によつて平均
化され、平均化信号′，′となる。この時の平
均絶対値｜ ′｜は｜ ｜より小さくなつてい
る。
おいて、１Ｘ，２Ｘ，３Ｘ，４Ｘ…はそれぞれ加
減算器５８ａの出力を示し、また同様に１Ｙ，２
Ｙ，３Ｙ，４Ｙ…はそれぞれ加減算器５８ｂの出
力を示す。これらはいずれも変動しているが、そ
れらの変動幅は加算器６２ａ，６２ｂ、デイレー
ライン６０ａ，６０ｂ及び重み付回路６４ａ，６
４ｂから成るそれぞれの平均化回路によつて平均
化され、平均化信号′，′となる。この時の平
均絶対値｜ ′｜は｜ ｜より小さくなつてい
る。
そして、Δ｜ ｜＝｜ ｜−｜ ′｜は信
号の変動によつて生起された偏差値であることが
理解される。
号の変動によつて生起された偏差値であることが
理解される。
第４図は偏差量を出力するための偏差演算器８
０のブロツク図を示す。ここで、入力，はそ
れぞれ二乗演算器８１，８２にて二乗演算され、
また演算器８３，８４によつてその和の平方根が
求められる。
０のブロツク図を示す。ここで、入力，はそ
れぞれ二乗演算器８１，８２にて二乗演算され、
また演算器８３，８４によつてその和の平方根が
求められる。
偏差がない時の相関の絶対値は入力信号の電力
と等価で、演算器８５，８６，８７から ｜Ｓ｜＝x3 2＋y3 2 （＝x4 2＋y4 2＝x2 2＋y2 2 ＝x1 2＋y1 2） として求められる。
と等価で、演算器８５，８６，８７から ｜Ｓ｜＝x3 2＋y3 2 （＝x4 2＋y4 2＝x2 2＋y2 2 ＝x1 2＋y1 2） として求められる。
この出力は前述した加算器６２、重み付回路６
４そしてデイレーライン６０と同様に構成された
平均化回路８８に加えられる。この平均化回路８
８は信号の変動が小さい時には省略することも可
能である。平均化回路８８の出力｜ ｜と平方
根回路８４の出力の差は差演算器８９によつて出
力Δ｜ ｜として求められる。また、更に割算
器９０は次の演算を行う。
４そしてデイレーライン６０と同様に構成された
平均化回路８８に加えられる。この平均化回路８
８は信号の変動が小さい時には省略することも可
能である。平均化回路８８の出力｜ ｜と平方
根回路８４の出力の差は差演算器８９によつて出
力Δ｜ ｜として求められる。また、更に割算
器９０は次の演算を行う。
Ｄ＝Δ｜ ｜／｜ ｜
＝１−｜ ′｜／｜ ｜） ……(20)
前記式(20)は相関の絶対値の変化率を示す。理
論計算によれば、この値Ｄはドプラ信号の分散に
近似し、その平方根は標準偏差に近似する。
論計算によれば、この値Ｄはドプラ信号の分散に
近似し、その平方根は標準偏差に近似する。
第４図に示した実施例において、｜ ′｜及び
｜ ｜から前記偏差量Ｄを求めるためにROM
を用いることが可能である。この場合、ROMは
高速演算テーブルとして用いられ、その入力に｜
′｜及び｜ ｜が入力されるとその出力に
偏差量Ｄが得られる。この種の演算装置あるいは
方式は前述の各種演算器にも適用することができ
る。
｜ ｜から前記偏差量Ｄを求めるためにROM
を用いることが可能である。この場合、ROMは
高速演算テーブルとして用いられ、その入力に｜
′｜及び｜ ｜が入力されるとその出力に
偏差量Ｄが得られる。この種の演算装置あるいは
方式は前述の各種演算器にも適用することができ
る。
以上のようにして得られたドプラ信号は切替器
９１を介してDA変換器６８によつてアナログ電
圧信号に変換され、切替器７０を介してCRT表
示器３０に供給され、CRT表示器３０上に輝度
変調信号としてＢモードあるいはＭモードの偏差
及び運動速度分布画像が表示される。
９１を介してDA変換器６８によつてアナログ電
圧信号に変換され、切替器７０を介してCRT表
示器３０に供給され、CRT表示器３０上に輝度
変調信号としてＢモードあるいはＭモードの偏差
及び運動速度分布画像が表示される。
実施例によれば、CRT表示器３０はビデオ増
幅器２６からの通常の画像信号と前述したドプラ
信号との両者を選択的に、あるいは同時に表示可
能であり、いずれか任意の画像、あるいはこれら
両画像を重ね合せた表示を行うことができる なお、速度信号は速度の方向性により正負の電
圧で入力されるので、通常の輝度変調では、一極
性の電圧でブラウン管の明るさが変化し、正負の
速度を識別して同時に表示することができない。
そこで、本実施例においては、CRT表示器３０
内に設けられたスイツチで入力電圧の極性を反転
して各方向での速度が表示される。
幅器２６からの通常の画像信号と前述したドプラ
信号との両者を選択的に、あるいは同時に表示可
能であり、いずれか任意の画像、あるいはこれら
両画像を重ね合せた表示を行うことができる なお、速度信号は速度の方向性により正負の電
圧で入力されるので、通常の輝度変調では、一極
性の電圧でブラウン管の明るさが変化し、正負の
速度を識別して同時に表示することができない。
そこで、本実施例においては、CRT表示器３０
内に設けられたスイツチで入力電圧の極性を反転
して各方向での速度が表示される。
また、本実施例において、CRT表示器３０の
ブラウン管としてカラーブラウン管を用いて方向
を異なる色で識別することも好適であり、例えば
正の速度を赤、負の速度を青、偏差を緑、そして
静止している組織からの反射エコーを白で表示す
れば、生体内の組織構造、血流の方向、速度偏差
情報を同時に表示し、極めて高密度の診断情報を
提供することができる。
ブラウン管としてカラーブラウン管を用いて方向
を異なる色で識別することも好適であり、例えば
正の速度を赤、負の速度を青、偏差を緑、そして
静止している組織からの反射エコーを白で表示す
れば、生体内の組織構造、血流の方向、速度偏差
情報を同時に表示し、極めて高密度の診断情報を
提供することができる。
［発明の効果］
以上説明したように、本発明によれば、従来の
超音波エコー法による超音波診断装置からの診断
情報に加えて、血流速度、血流速度分布及び偏差
情報を同時に得ることができ、実用上極めて多く
の診断情報を提供できる超音波診断装置を得るこ
とが可能となる。特に、本発明にあつては自己相
関器の入力と出力の比較より、偏差量を算出して
いるため、その構成が効率化でき、リアルタイム
の偏差量算出、表示を行うことができる。
超音波エコー法による超音波診断装置からの診断
情報に加えて、血流速度、血流速度分布及び偏差
情報を同時に得ることができ、実用上極めて多く
の診断情報を提供できる超音波診断装置を得るこ
とが可能となる。特に、本発明にあつては自己相
関器の入力と出力の比較より、偏差量を算出して
いるため、その構成が効率化でき、リアルタイム
の偏差量算出、表示を行うことができる。
第１図は本発明に係る超音波診断装置の好適な
実施例を示すブロツク回路図、第２図は複素関数
を示すベクトル図、第３図は偏差信号を説明する
ベクトル図、第４図は偏差演算器を示すブロツク
図である。 １０…水晶発振器、１２…分周同期回路、１８
…探触子、２０…被検体、３０…CRT表示器、
３２…走査制御器、３６…複素信号変換器、３８
ａ，３８ｂ…ミキサ、４０ａ，４０ｂ…低域フイ
ルタ、４４…複素デイレーラインキヤンセラ、４
６ａ，４６ｂ…デイレーライン、４８ａ，４８ｂ
…差演算器、５０…自己相関器、５２ａ，５２ｂ
…デイレーライン、５４ａ５４ｂ，５６ａ，５６
ｂ…掛算器、５８ａ，５８ｂ…加減算器、６６…
速度演算器、８０……偏差演算器、１００…送信
繰返し用周波数信号、１０２，１０４…複素基準
信号、１０６…掃引同期信号、１０８…クロツク
信号。
実施例を示すブロツク回路図、第２図は複素関数
を示すベクトル図、第３図は偏差信号を説明する
ベクトル図、第４図は偏差演算器を示すブロツク
図である。 １０…水晶発振器、１２…分周同期回路、１８
…探触子、２０…被検体、３０…CRT表示器、
３２…走査制御器、３６…複素信号変換器、３８
ａ，３８ｂ…ミキサ、４０ａ，４０ｂ…低域フイ
ルタ、４４…複素デイレーラインキヤンセラ、４
６ａ，４６ｂ…デイレーライン、４８ａ，４８ｂ
…差演算器、５０…自己相関器、５２ａ，５２ｂ
…デイレーライン、５４ａ５４ｂ，５６ａ，５６
ｂ…掛算器、５８ａ，５８ｂ…加減算器、６６…
速度演算器、８０……偏差演算器、１００…送信
繰返し用周波数信号、１０２，１０４…複素基準
信号、１０６…掃引同期信号、１０８…クロツク
信号。
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 １ 超音波パルスビームを一定の繰返し周波数で
生体内に送信し反射波を受信増幅して表示する超
音波診断装置において、送信繰返し周波数の整数
倍の周波数を有し互いに複素関係になる一組の複
素基準信号と受信高周波信号とを混合して受信高
周波信号を複素信号に変換する複素信号変換器
と、前記複素信号の遅れ時間を設けて複素信号の
自己相関を演算する自己相関器と、前記自己相関
器に入力される複素信号の絶対値と自己相関器か
ら出力される複素自己相関の絶対値とを比較し両
者の偏差量を演算する偏差演算器と、を含み、生
体内運動部の運動速度の偏差分布を測定及び表示
することを特徴とする超音波診断装置。 ２ 特許請求の範囲１記載の装置において、前記
偏差演算器は、複素自己相関の絶対値の減少率を
演算することを特徴とする超音波診断装置。 ３ 特許請求の範囲１記載の装置において、前記
複素信号から生体内の低速度運動部の信号を除去
する複素デイレーラインキヤンセラが設けられて
いることを特徴とする超音波診断装置。
Priority Applications (5)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP58228330A JPS60119929A (ja) | 1983-12-05 | 1983-12-05 | 超音波診断装置 |
| US06/675,824 US4622977A (en) | 1983-12-05 | 1984-11-28 | Ultrasonic diagnostic apparatus |
| DE8484114764T DE3479473D1 (en) | 1983-12-05 | 1984-12-04 | Ultrasonic diagnostic apparatus |
| EP84114764A EP0144968B1 (en) | 1983-12-05 | 1984-12-04 | Ultrasonic diagnostic apparatus |
| CA000469277A CA1232054A (en) | 1983-12-05 | 1984-12-04 | Ultrasonic diagnostic apparatus |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP58228330A JPS60119929A (ja) | 1983-12-05 | 1983-12-05 | 超音波診断装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS60119929A JPS60119929A (ja) | 1985-06-27 |
| JPH0216139B2 true JPH0216139B2 (ja) | 1990-04-16 |
Family
ID=16874760
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP58228330A Granted JPS60119929A (ja) | 1983-12-05 | 1983-12-05 | 超音波診断装置 |
Country Status (5)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US4622977A (ja) |
| EP (1) | EP0144968B1 (ja) |
| JP (1) | JPS60119929A (ja) |
| CA (1) | CA1232054A (ja) |
| DE (1) | DE3479473D1 (ja) |
Families Citing this family (33)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4780837A (en) * | 1984-06-23 | 1988-10-25 | Aloka Co., Ltd. | Doppler signal frequency converter |
| JPS61181449A (ja) * | 1985-02-08 | 1986-08-14 | 富士通株式会社 | 血流速度測定装置 |
| JPH0614930B2 (ja) * | 1985-02-19 | 1994-03-02 | 株式会社日立メデイコ | 超音波診断装置 |
| JPS61191347A (ja) * | 1985-02-19 | 1986-08-26 | 株式会社日立メデイコ | 超音波診断装置 |
| JPH0693890B2 (ja) * | 1985-04-30 | 1994-11-24 | 株式会社東芝 | 超音波診断装置 |
| JPS6262268A (ja) * | 1985-09-12 | 1987-03-18 | Aloka Co Ltd | 運動反射体の超音波加速度測定装置 |
| JPH0824678B2 (ja) * | 1985-11-02 | 1996-03-13 | 株式会社東芝 | 超音波診断装置 |
| US4803990A (en) * | 1985-12-03 | 1989-02-14 | U.S. Philips Corporation | Examining moving objects by ultrasound echograpy |
| US4759375A (en) * | 1985-12-26 | 1988-07-26 | Aloka Co., Ltd. | Ultrasonic doppler diagnostic apparatus |
| US4799490A (en) * | 1986-03-04 | 1989-01-24 | Aloka Co., Ltd. | Doppler ultrasonic diagnostic apparatus |
| JPS62266039A (ja) * | 1986-05-14 | 1987-11-18 | 株式会社東芝 | 超音波診断装置 |
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| JPS63143039A (ja) * | 1986-12-05 | 1988-06-15 | 株式会社東芝 | 超音波診断装置 |
| US5127418A (en) * | 1987-10-14 | 1992-07-07 | Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. | Ultrasonic diagnostic apparatus |
| JPH0332653A (ja) * | 1989-06-29 | 1991-02-13 | Matsushita Electric Ind Co Ltd | 超音波診断装置 |
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| JPH01110351A (ja) * | 1987-10-23 | 1989-04-27 | Aloka Co Ltd | 超音波ドプラ診断装置 |
| JP2797327B2 (ja) * | 1988-08-04 | 1998-09-17 | 株式会社日立メディコ | パルスドプラ計測装置 |
| JP2840864B2 (ja) * | 1989-11-13 | 1998-12-24 | 株式会社日立メディコ | パルスドプラ計測装置 |
| US5188112A (en) * | 1989-11-27 | 1993-02-23 | Acoustic Imaging Technologies Corporation | Ultrasonic Doppler imaging systems with improved flow sensitivity |
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| US20040015079A1 (en) | 1999-06-22 | 2004-01-22 | Teratech Corporation | Ultrasound probe with integrated electronics |
| US6669633B2 (en) | 1999-06-22 | 2003-12-30 | Teratech Corporation | Unitary operator control for ultrasonic imaging graphical user interface |
| US6969352B2 (en) | 1999-06-22 | 2005-11-29 | Teratech Corporation | Ultrasound probe with integrated electronics |
| US9402601B1 (en) | 1999-06-22 | 2016-08-02 | Teratech Corporation | Methods for controlling an ultrasound imaging procedure and providing ultrasound images to an external non-ultrasound application via a network |
| US6425868B1 (en) | 1999-07-26 | 2002-07-30 | Aloka Co., Ltd. | Ultrasonic imaging system |
| KR20030007060A (ko) | 2001-07-09 | 2003-01-23 | 마츠시타 덴끼 산교 가부시키가이샤 | 초음파 단층촬영장치 및 초음파 단층촬영방법 |
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