JPH0418859B2 - - Google Patents
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- JPH0418859B2 JPH0418859B2 JP9280486A JP9280486A JPH0418859B2 JP H0418859 B2 JPH0418859 B2 JP H0418859B2 JP 9280486 A JP9280486 A JP 9280486A JP 9280486 A JP9280486 A JP 9280486A JP H0418859 B2 JPH0418859 B2 JP H0418859B2
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- blood flow
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Landscapes
- Ultra Sonic Daignosis Equipment (AREA)
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、超音波反射法によつて得た被検体の
断層像中に超音波ドプラ法によつて得た血流情報
を２次元的に表示可能にした超音波診断装置に関
する。
断層像中に超音波ドプラ法によつて得た血流情報
を２次元的に表示可能にした超音波診断装置に関
する。
（従来の技術）
心臓内に流れる血流の動態を心臓の断層像と同
時に観測することは臨床的に価値がある。この血
流情報の検出方法としては、距離分解能がすぐれ
ていることで超音波（パルス変調）ドプラ法が主
に用いられている。そして、上記超音波ドプラ法
と超音波反射法とを同時に行なえるようにした超
音波診断装置が具体化され臨床で実用に供されて
いる。
時に観測することは臨床的に価値がある。この血
流情報の検出方法としては、距離分解能がすぐれ
ていることで超音波（パルス変調）ドプラ法が主
に用いられている。そして、上記超音波ドプラ法
と超音波反射法とを同時に行なえるようにした超
音波診断装置が具体化され臨床で実用に供されて
いる。
また近年に至つては、レーダ技術等で用いられ
ているMTI（Moving Target Indication；移動
目標指示装置）を応用して、被検体内の血流を２
次元画像として可視化する技術が提案されている
（例えば、Levy Gerzberg、“Nonolithic Power
−Spectrum Centroid Detector”in Technical
Report NO.G557−２、Stanford University、
May1979）。
ているMTI（Moving Target Indication；移動
目標指示装置）を応用して、被検体内の血流を２
次元画像として可視化する技術が提案されている
（例えば、Levy Gerzberg、“Nonolithic Power
−Spectrum Centroid Detector”in Technical
Report NO.G557−２、Stanford University、
May1979）。
上記において血流情報としては、平均血流速
（ドプラ偏移周波数（d）とその分散σ2とを演算
して、これら演算結果を輝度変調として例えばカ
ラー対応させて、例えば心臓内左室においては第
６図に示すＢモード像（断層像）M1と血流情報
（平均血流速，分散）とを、第７図に示すカラー
スケールM2にもとづいた色を上記血流情報に対
応させて、第６図に示すＢモード像と重ね合わて
同一表示している。ところが、リアルタイムで上
記分散σ2の演算を正確に行うのは困難であり、短
時間で行なおうとすると多大の誤差をともない実
用的でない。また、例えば左室の駆出血流は上記
方法では流れるように見えない。以下この理由を
第８図及び第９図を参照して説明する。例えば第
８図に示すように左室の内部位Ａ，Ｂ，Ｃにおい
て、この方向に血液が流れていて、駆出開始時間
をｔ＝０とすれば、この左室内の部位Ａ，Ｂ，Ｃ
では、第９図ａ，ｂ，ｃに示すように時間−速度
曲線が異なつている。この場合、心臓壁などの遅
い動きを除去するドツプラフイルタ（例えば、カ
ツトオフ周波数c＝50Hzのハイパスフイルタ）が
装置に組込まれているため（第９図中の点線でc
を示す）、tC＜tB＜tAの関係から駆出時にはＣ，
Ｂ，Ａの順で血流が表現されてしまい、実際とは
異なつて、流れるように見えない。
（ドプラ偏移周波数（d）とその分散σ2とを演算
して、これら演算結果を輝度変調として例えばカ
ラー対応させて、例えば心臓内左室においては第
６図に示すＢモード像（断層像）M1と血流情報
（平均血流速，分散）とを、第７図に示すカラー
スケールM2にもとづいた色を上記血流情報に対
応させて、第６図に示すＢモード像と重ね合わて
同一表示している。ところが、リアルタイムで上
記分散σ2の演算を正確に行うのは困難であり、短
時間で行なおうとすると多大の誤差をともない実
用的でない。また、例えば左室の駆出血流は上記
方法では流れるように見えない。以下この理由を
第８図及び第９図を参照して説明する。例えば第
８図に示すように左室の内部位Ａ，Ｂ，Ｃにおい
て、この方向に血液が流れていて、駆出開始時間
をｔ＝０とすれば、この左室内の部位Ａ，Ｂ，Ｃ
では、第９図ａ，ｂ，ｃに示すように時間−速度
曲線が異なつている。この場合、心臓壁などの遅
い動きを除去するドツプラフイルタ（例えば、カ
ツトオフ周波数c＝50Hzのハイパスフイルタ）が
装置に組込まれているため（第９図中の点線でc
を示す）、tC＜tB＜tAの関係から駆出時にはＣ，
Ｂ，Ａの順で血流が表現されてしまい、実際とは
異なつて、流れるように見えない。
しかも平均血流速を自己相関法を用いて演算す
る場合、平均血流速はドプラ偏移信号の時間的位
相差によつて求められる。このため特に低血流の
場合は心臓壁などの遅い動きによるドプラ備移成
分（クラツタ成分）との分離が難しくなり、正確
な血流が表示できない。
る場合、平均血流速はドプラ偏移信号の時間的位
相差によつて求められる。このため特に低血流の
場合は心臓壁などの遅い動きによるドプラ備移成
分（クラツタ成分）との分離が難しくなり、正確
な血流が表示できない。
そこで本発明は、血流の流れを正確に表示する
特に低血流の流れを正確に表示することができる
超音波診断装置を提供することを目的とする。
特に低血流の流れを正確に表示することができる
超音波診断装置を提供することを目的とする。
［発明の構成］
（問題を解決するための手段）
この目的を達成するために本発明は被検体内に
超音波を送受波して上記被検体内の断層像情報を
得ると共に、上記送受波による散乱超音波に基づ
き上記被検体内の血流情報を得る超音波診断装置
において、上記散乱超音波から血流情報を示すド
プラ偏移信号を検出するドプラ信号検出手段と、
このドプラ信号検出手段で得たドプラ偏移信号に
基づき測定対象の血流のパワーを示す情報を演算
する演算手段と、この演算手段で演算されたパワ
ー情報にそのパワーの大きさに応じて輝度変調を
かける輝度変調手段と、この輝度変調手段で得た
輝度変調されたパワー情報を上記断層像に重畳し
て表示する表示装置とを備えたものである。
超音波を送受波して上記被検体内の断層像情報を
得ると共に、上記送受波による散乱超音波に基づ
き上記被検体内の血流情報を得る超音波診断装置
において、上記散乱超音波から血流情報を示すド
プラ偏移信号を検出するドプラ信号検出手段と、
このドプラ信号検出手段で得たドプラ偏移信号に
基づき測定対象の血流のパワーを示す情報を演算
する演算手段と、この演算手段で演算されたパワ
ー情報にそのパワーの大きさに応じて輝度変調を
かける輝度変調手段と、この輝度変調手段で得た
輝度変調されたパワー情報を上記断層像に重畳し
て表示する表示装置とを備えたものである。
すなわち、血流の方向を例えば順流を赤系の
色、逆流を青系の色で表現し、パワーの大きさに
対応させて輝度を変えるものである。
色、逆流を青系の色で表現し、パワーの大きさに
対応させて輝度を変えるものである。
（作用）
パワーはドプラ偏移信号の振幅値の２乗に対応
するものである。従つて、低血流であつても周波
数成分は含まわれていないのでドプラフイルタで
カツトされることはない。しかも周波数成分は含
まれていなので心臓壁などのクラツタ成分の影響
を受けにくい。従つて低血流であつても血流の自
然な流れをそのまま正確に表示することが可能と
なる。
するものである。従つて、低血流であつても周波
数成分は含まわれていないのでドプラフイルタで
カツトされることはない。しかも周波数成分は含
まれていなので心臓壁などのクラツタ成分の影響
を受けにくい。従つて低血流であつても血流の自
然な流れをそのまま正確に表示することが可能と
なる。
（実施例）
以下本発明に係る超音波診断装置を第１図に示
す一実施例について説明する。尚、本実施例では
超音波送信系、及び受信系の一部は省略してあ
る。第１図において、１０ａ，１０ｂは超音波プ
ローブからの受信信号と、基準信号発生器１１か
らの基準パルス信号oとを混合するミキサーで
あり、ミキサー１０ｂには移相器１２により90゜
位相の異ならせた基準パルス信号oが入力され
る。１３ａ，１３ｂは夫々上記ミキサー１０ａ，
１０ｂの混合出力を入力し、それをろ波し位相検
波信号として出力するローパスフイルタ（L.P.
F）である。この位相検波信号は、被検体内部の
種々の距離におけるドプラ偏移成分を含んだ信号
である。１４ａ，１４ｂはローパスフイルタ１３
ａ，１３ｂからの出力信号をＡ／Ｄデイジタル信
号に変換するＡ／Ｄ変換器（Ａ／Ｄ）であり、１
５ａ，１５ｂは上記デイジタル化された位相検波
信号から心臓壁などによる固定反射信号を取除く
フイルタ回路（MTI filter）である。
す一実施例について説明する。尚、本実施例では
超音波送信系、及び受信系の一部は省略してあ
る。第１図において、１０ａ，１０ｂは超音波プ
ローブからの受信信号と、基準信号発生器１１か
らの基準パルス信号oとを混合するミキサーで
あり、ミキサー１０ｂには移相器１２により90゜
位相の異ならせた基準パルス信号oが入力され
る。１３ａ，１３ｂは夫々上記ミキサー１０ａ，
１０ｂの混合出力を入力し、それをろ波し位相検
波信号として出力するローパスフイルタ（L.P.
F）である。この位相検波信号は、被検体内部の
種々の距離におけるドプラ偏移成分を含んだ信号
である。１４ａ，１４ｂはローパスフイルタ１３
ａ，１３ｂからの出力信号をＡ／Ｄデイジタル信
号に変換するＡ／Ｄ変換器（Ａ／Ｄ）であり、１
５ａ，１５ｂは上記デイジタル化された位相検波
信号から心臓壁などによる固定反射信号を取除く
フイルタ回路（MTI filter）である。
上記Ａ／Ｄ変換器１４ａ，１４ｂ及びフイルタ
回路１５ａ，１５ｂにより、上記位相検波信号が
含有している心臓内の壁などの固定反射による直
流分及びドプラ偏移周波数より高い周波数成分を
除去している。
回路１５ａ，１５ｂにより、上記位相検波信号が
含有している心臓内の壁などの固定反射による直
流分及びドプラ偏移周波数より高い周波数成分を
除去している。
上記において、フイルタ回路１５ａ，１５ｂ
は、例えば第２図に示すように加算器３０，３
１、シフトレジスタ３２及び乗算器３３から構成
されるものであり、シフトレジスタ３２は、１レ
ートパルス間隔に相当する時間分の遅延を行なわ
せるものである。ここで、レートパルス周波数r
を5kHzとすれば、レートパルス間隔時間は200μs
に相当する。
は、例えば第２図に示すように加算器３０，３
１、シフトレジスタ３２及び乗算器３３から構成
されるものであり、シフトレジスタ３２は、１レ
ートパルス間隔に相当する時間分の遅延を行なわ
せるものである。ここで、レートパルス周波数r
を5kHzとすれば、レートパルス間隔時間は200μs
に相当する。
またフイルタ回路１５ａ，１５ｂのフイルタ特
性は、横軸を周波数、縦軸を出力信号電圧として
表わすと第３図に示されるフイルタ特性であり、
このようなフイルタ特性はレーダ技術における
MTIを応用したものである。第１図のフイルタ
回路１５ａ，１５ｂを２段設けるとさらに良いフ
イルタ特性が達成でき、理論的にはフイルタ回路
１５ａ，１５ｂでの演算を10レートパルス分
（200μs×10）繰り返すことによつて、心臓壁など
からの固定反射信号をとり除くことができる。
性は、横軸を周波数、縦軸を出力信号電圧として
表わすと第３図に示されるフイルタ特性であり、
このようなフイルタ特性はレーダ技術における
MTIを応用したものである。第１図のフイルタ
回路１５ａ，１５ｂを２段設けるとさらに良いフ
イルタ特性が達成でき、理論的にはフイルタ回路
１５ａ，１５ｂでの演算を10レートパルス分
（200μs×10）繰り返すことによつて、心臓壁など
からの固定反射信号をとり除くことができる。
ここで第１図における受信信号Ｓ（ｔ）を下記
式(1)とすると、 Ｓ（ｔ）＝｛Σaocos（ωpｔ＋ωdoｔ＋φdo）｝ ＋bcos（ωpｔ＋φb） ……(1) なおΣaocos（ωpｔ＋φb）は固定反射信号を示し
ている。上記受信信号Ｓ（ｔ）を入力したミキサ
ー１０ａ，１０ｂの出力Va″（ｔ），Vb″（ｔ）は
下記式(2)で示される。
式(1)とすると、 Ｓ（ｔ）＝｛Σaocos（ωpｔ＋ωdoｔ＋φdo）｝ ＋bcos（ωpｔ＋φb） ……(1) なおΣaocos（ωpｔ＋φb）は固定反射信号を示し
ている。上記受信信号Ｓ（ｔ）を入力したミキサ
ー１０ａ，１０ｂの出力Va″（ｔ），Vb″（ｔ）は
下記式(2)で示される。
Va″（ｔ）＝Ｓ（ｔ）・cosωpｔ ……(2)
Vb″（ｔ）＝Ｓ（ｔ）・sinωpｔ ……(3)
そしてローパスフイルタ１３ａ，１３ｂの出力
Va′（ｔ），Vb′（ｔ）は(1)，(2)，(3)式から下記式
(4)，(5)と導かれる。
Va′（ｔ），Vb′（ｔ）は(1)，(2)，(3)式から下記式
(4)，(5)と導かれる。
Va′（ｔ）＝Σao／２cos（ωdoｔ＋φdo）＋ｂ／２c
osφb ……(4) Vb′（ｔ）＝−Σao／２sin（ωdoｔ＋φdo）−ｂ／
２sinφb ……(5) フイルタ１５ａ，１５ｂの出力Va（ｔ），Vb
（ｔ）は、DC成分がカツトされて下記式(6)，(7)と
なる。
osφb ……(4) Vb′（ｔ）＝−Σao／２sin（ωdoｔ＋φdo）−ｂ／
２sinφb ……(5) フイルタ１５ａ，１５ｂの出力Va（ｔ），Vb
（ｔ）は、DC成分がカツトされて下記式(6)，(7)と
なる。
Va（ｔ）＝Σao／２cos（ωdoｔ＋φdo） ……(6)
Vb（ｔ）＝−Σao／２sin（ωdoｔ＋φdo） ……(7)
第１図において１６は演算回路であり、この演
算回路１６は例えば第４図に示すように、フイル
タ回路１５ａ，１５ｂの出力Va（ｔ），Vb（ｔ）
を取込む１レートデイレーライン（レートパルス
周波数rを5kHzとすれば、１レートデイレイ時
間は200μsである）３４，３５、データセレクタ
３６，３７及びこれらからの出力を積和する積和
回路３８から構成されている。そしてこの演算回
路３８では上記出力Va（ｔ），Vb（ｔ）により、
血球からの散乱パワーに比例した量（以下平均パ
ワーと称する）と、平均流速（ドプラ偏移周
波数：＝ωd／2πを演算する。即ち、式(6)，(7)の
出 力Va（ｔ），Vb（ｔ）より、平均パワーは、下
記(8)式で求まる。
算回路１６は例えば第４図に示すように、フイル
タ回路１５ａ，１５ｂの出力Va（ｔ），Vb（ｔ）
を取込む１レートデイレーライン（レートパルス
周波数rを5kHzとすれば、１レートデイレイ時
間は200μsである）３４，３５、データセレクタ
３６，３７及びこれらからの出力を積和する積和
回路３８から構成されている。そしてこの演算回
路３８では上記出力Va（ｔ），Vb（ｔ）により、
血球からの散乱パワーに比例した量（以下平均パ
ワーと称する）と、平均流速（ドプラ偏移周
波数：＝ωd／2πを演算する。即ち、式(6)，(7)の
出 力Va（ｔ），Vb（ｔ）より、平均パワーは、下
記(8)式で求まる。
＝１／Nτ・N〓
〓t=0
｛Va2（ｔ）＋Vb2（ｔ）｝ ……(8)
ｔ＝０，τ，2τ，…，Nτ，τ＝１／n
ここで簡単のために、単一の移動物体からのドプ
ラ信号を考えて、ｎ＝１（単一信号周波数）とし
て、an＝2a，ωdo＝ωd，φdo＝０とおくと、上記
(6)，(7)式は、 Va（ｔ）＝ａ cos ωdt ……(6)′ Vb（ｔ）＝ａ sin ωdt ……(7)′ これにより、上記(8)式は ＝１／Nτ・N〓 〓t=0 a2（cos2ωdtsin2ωdt）＝a2 ……(8)′ で求まる。
ラ信号を考えて、ｎ＝１（単一信号周波数）とし
て、an＝2a，ωdo＝ωd，φdo＝０とおくと、上記
(6)，(7)式は、 Va（ｔ）＝ａ cos ωdt ……(6)′ Vb（ｔ）＝ａ sin ωdt ……(7)′ これにより、上記(8)式は ＝１／Nτ・N〓 〓t=0 a2（cos2ωdtsin2ωdt）＝a2 ……(8)′ で求まる。
平均流速（ドプラ偏移周波数：ｄ＝ωd／2π）
は、複素相関演算を行うことにより、
Va（ｔ），Vb（ｔ）の複素自己相関は、
Ｃ(2)＝１／NτN〓
〓
〓t=0
〔Va（ｔ＋τ）＋JVb（ｔ＋τ）〕〔Va（ｔ）−JVb
（ｔ）〕 １／NτN〓 〓 〓t=0 〔｛Va（ｔ＋τ）Va（ｔ）＋Vb（ｔ＋τ）Vb（ｔ）
｝ ＋Ｊ｛Vb（ｔ＋τ）Va（ｔ）−Va（ｔ＋τ
）Vb（ｔ）｝〕＝CR＋JC1……(9) ただし、ｔ＝０，τ，2τ，…，Nτ，τ＝１／
r(6)′(7)′を代入して、 CR＝１／NτN〓 〓 〓t=0 a2〔cosωd（ｔ＋τ）cosωdt＋sinωd（ｔ＋τ）si
nωdt〕 ＝１／NτN〓 〓t=0 a2cosωdτ＝a2cosωdτ ……(10) CI＝１／NτN〓 〓 〓t=0 a2〔sinωd（ｔ＋τ）cosωdt−cosωd（ｔ＋τ）si
nωdt〕 ＝１／NτN〓 〓t=0 a2sinωdτ＝a2sinωdτ ……(11) (10)，(11)式から ｄ／r＝tan-1（CI／CR） ∴ｄ＝r／2π・tan-1（CI／CR） が求められる。ここで、CI，CRの符号から血流の
方向（プローブに近づく流れか、プローブから遠
ざかる流れか）の判定も可能である。
（ｔ）〕 １／NτN〓 〓 〓t=0 〔｛Va（ｔ＋τ）Va（ｔ）＋Vb（ｔ＋τ）Vb（ｔ）
｝ ＋Ｊ｛Vb（ｔ＋τ）Va（ｔ）−Va（ｔ＋τ
）Vb（ｔ）｝〕＝CR＋JC1……(9) ただし、ｔ＝０，τ，2τ，…，Nτ，τ＝１／
r(6)′(7)′を代入して、 CR＝１／NτN〓 〓 〓t=0 a2〔cosωd（ｔ＋τ）cosωdt＋sinωd（ｔ＋τ）si
nωdt〕 ＝１／NτN〓 〓t=0 a2cosωdτ＝a2cosωdτ ……(10) CI＝１／NτN〓 〓 〓t=0 a2〔sinωd（ｔ＋τ）cosωdt−cosωd（ｔ＋τ）si
nωdt〕 ＝１／NτN〓 〓t=0 a2sinωdτ＝a2sinωdτ ……(11) (10)，(11)式から ｄ／r＝tan-1（CI／CR） ∴ｄ＝r／2π・tan-1（CI／CR） が求められる。ここで、CI，CRの符号から血流の
方向（プローブに近づく流れか、プローブから遠
ざかる流れか）の判定も可能である。
なお、上記式(8)乃至(12)の演算においては、最初
の演算でデータセレクタ３６，３７はVa（ｏ），
Va（ｏ）を選択し、積和回路３８にてVa2（ｏ）
を演算する。次にデータセレクタ３６，３７は、
Vb（ｏ），Vb（ｏ）を選択しVa2（ｏ）＋Va2（ｏ）
を演算することにより、順次演算を行ない(8)式の
平均パワーＰを求めることができる。
の演算でデータセレクタ３６，３７はVa（ｏ），
Va（ｏ）を選択し、積和回路３８にてVa2（ｏ）
を演算する。次にデータセレクタ３６，３７は、
Vb（ｏ），Vb（ｏ）を選択しVa2（ｏ）＋Va2（ｏ）
を演算することにより、順次演算を行ない(8)式の
平均パワーＰを求めることができる。
次にデータセレクタ３６，３７は、Va（ｏ）
Va（１／r）を選択し、Va（ｏ）Va（１／r）を
演算し順次Vb（ｏ）Vb（１／r）を演算し式(9)の
リアルパートVa（１／r）Va（ｏ）＋Vb（１／r）
Vb（ｏ）を計算し、次にイマジナリーパートVb
（１／r）Va（ｏ）−Va（１／r）Vb（ｏ）を順次
求めることができる。
Va（１／r）を選択し、Va（ｏ）Va（１／r）を
演算し順次Vb（ｏ）Vb（１／r）を演算し式(9)の
リアルパートVa（１／r）Va（ｏ）＋Vb（１／r）
Vb（ｏ）を計算し、次にイマジナリーパートVb
（１／r）Va（ｏ）−Va（１／r）Vb（ｏ）を順次
求めることができる。
第１図において２１は受信信号を検波する検波
回路であり、２２はこの検波回路２１の出力をデ
ジタル量に変換するＡ／Ｄ変換回路であり、これ
ら信号処理系により超音波断層像（Ｂモード像）
が生成される。
回路であり、２２はこの検波回路２１の出力をデ
ジタル量に変換するＡ／Ｄ変換回路であり、これ
ら信号処理系により超音波断層像（Ｂモード像）
が生成される。
第１図において１７は上記断層像情報と、平均
パワー及び平均流速（ドプラ偏移周波数ｄ
＝ωd／2πとを蓄えるフレームメモリ（FM）である。
パワー及び平均流速（ドプラ偏移周波数ｄ
＝ωd／2πとを蓄えるフレームメモリ（FM）である。
１８はフレームメモリ１７からフレーム毎に平
均パワー及び流速の方向の情報を取出してカラ
ー画像信号に変換するカラー変換回路である。
均パワー及び流速の方向の情報を取出してカラ
ー画像信号に変換するカラー変換回路である。
このカラー変換回路１８は、第５図に示すよう
に例えばｄが正の場合（順流）赤系の色で表示
し、負の前記（逆流）には青系の色で表示し、パ
ワー大きさをその輝度変化に対応させる。ま
た、第１図において１９はカラー変換回路１８に
よりカラー処理された断層像情報（ただし、通
常、グレースケール表示）と輝度変換された平均
パワーＰ及び色相変換された血流方向の情報とを
アナログ量に変換するＤ／Ａ変換器であり、２０
はＤ／Ａ変換器１９からの断層像と平均パワーＰ
及び血流方向とを重畳して表示するTVモニタで
ある。
に例えばｄが正の場合（順流）赤系の色で表示
し、負の前記（逆流）には青系の色で表示し、パ
ワー大きさをその輝度変化に対応させる。ま
た、第１図において１９はカラー変換回路１８に
よりカラー処理された断層像情報（ただし、通
常、グレースケール表示）と輝度変換された平均
パワーＰ及び色相変換された血流方向の情報とを
アナログ量に変換するＤ／Ａ変換器であり、２０
はＤ／Ａ変換器１９からの断層像と平均パワーＰ
及び血流方向とを重畳して表示するTVモニタで
ある。
上記の如く構成された本実施例の装置であれば
以下の如くの作用効果が得られる。
以下の如くの作用効果が得られる。
本実施例では、平均パワーＰ情報をその度合に
応じて輝度を変えて断層像に重畳して表示するよ
うにしている。
応じて輝度を変えて断層像に重畳して表示するよ
うにしている。
この場合、心臓内の血流は、時間的にコヒーレ
ンシーがあり、ある１サンプルボリユーム内での
血球の密度は時々刻々変化しているものであり、
その血球からの平均パワーＰも時々刻々変化して
いる。従つて、その変化を表示していけば、血流
の流れを追うことができ、よつて血行動態を極め
て正確に把握することが可能となる。
ンシーがあり、ある１サンプルボリユーム内での
血球の密度は時々刻々変化しているものであり、
その血球からの平均パワーＰも時々刻々変化して
いる。従つて、その変化を表示していけば、血流
の流れを追うことができ、よつて血行動態を極め
て正確に把握することが可能となる。
［発明の効果］
以上述べたように本発明によれば、被検体内に
超音波を送受波して上記被検体内の断層像情報を
得ると共に、上記送受波による散乱超音波に基づ
き上記被検体内の血流情報を得る超音波診断装置
において、上記散乱超音波から血流情報を示すド
プラ偏移信号を検出するドプラ信号検出手段と、
このドプラ信号検出手段で得たドプラ偏移信号に
基づき測定対象の血流のパワーを示す情報を演算
する演算手段と、この演算手段で演算されたパワ
ー情報にそのパワーの大きさに応じて輝度変調を
かける輝度変調手段と、この輝度変調手段で輝度
変調されたパワー情報を上記断層像に重畳して表
示する表示装置とを備えたことにより平均流速の
代わりにパワー情報を輝度に変調して表示するこ
とにより、低血流速であつても血流の流れを正確
に表示することができる。しかも、平均流速d
の正負により色相を変えれば血流の様子がよりわ
かりやすく表示できるようにした超音波診断装置
が提供できる。
超音波を送受波して上記被検体内の断層像情報を
得ると共に、上記送受波による散乱超音波に基づ
き上記被検体内の血流情報を得る超音波診断装置
において、上記散乱超音波から血流情報を示すド
プラ偏移信号を検出するドプラ信号検出手段と、
このドプラ信号検出手段で得たドプラ偏移信号に
基づき測定対象の血流のパワーを示す情報を演算
する演算手段と、この演算手段で演算されたパワ
ー情報にそのパワーの大きさに応じて輝度変調を
かける輝度変調手段と、この輝度変調手段で輝度
変調されたパワー情報を上記断層像に重畳して表
示する表示装置とを備えたことにより平均流速の
代わりにパワー情報を輝度に変調して表示するこ
とにより、低血流速であつても血流の流れを正確
に表示することができる。しかも、平均流速d
の正負により色相を変えれば血流の様子がよりわ
かりやすく表示できるようにした超音波診断装置
が提供できる。
第１図は本発明の一実施例を示すブロツク図、
第２図は同実施例におけるフイルタ回路の詳細を
示すブロツク図、第３図は同実施例におけるフイ
ルタ回路の周波数特性を示す図、第４図は同実施
例における演算回路の詳細を示すブロツク図、第
５図は同実施例におけるカラー変換回路の各情報
と色付け（輝度）との対応を示す図、第６図は超
音波パルス反射波法による断層像（Ｂモード像）
の一例を示す図、第７図は超音波パルスドプラ法
による血流情報の表示の一例を示す図、第８図及
び第９図は血行動態を説明するための図である。 １０ａ，１０ｂ…ミキサ、１１…基準信号発生
器、１２…移相器、１３ａ，１３ｂ…ローパスフ
イルタ、１４ａ，１４ｂ…Ａ／Ｄ変換器、１５
ａ，１５ｂ…（MTI）フイルタ回路、１６…演
算回路、１７…フレームメモリ、１８…カラー変
換回路、１９…Ｄ／Ａ変換器、２０…TVモニ
タ。
第２図は同実施例におけるフイルタ回路の詳細を
示すブロツク図、第３図は同実施例におけるフイ
ルタ回路の周波数特性を示す図、第４図は同実施
例における演算回路の詳細を示すブロツク図、第
５図は同実施例におけるカラー変換回路の各情報
と色付け（輝度）との対応を示す図、第６図は超
音波パルス反射波法による断層像（Ｂモード像）
の一例を示す図、第７図は超音波パルスドプラ法
による血流情報の表示の一例を示す図、第８図及
び第９図は血行動態を説明するための図である。 １０ａ，１０ｂ…ミキサ、１１…基準信号発生
器、１２…移相器、１３ａ，１３ｂ…ローパスフ
イルタ、１４ａ，１４ｂ…Ａ／Ｄ変換器、１５
ａ，１５ｂ…（MTI）フイルタ回路、１６…演
算回路、１７…フレームメモリ、１８…カラー変
換回路、１９…Ｄ／Ａ変換器、２０…TVモニ
タ。
Claims (1)
- １ 被検体内に超音波を送受波して上記被検体内
の断層像情報を得ると共に、上記送受波による散
乱超音波に基づき上記被検体内の血流情報を得る
超音波診断装置において、上記散乱超音波から血
流情報を示すドプラ偏移信号を検出するドプラ信
号検出手段と、このドプラ信号検出手段で得たド
プラ偏移信号に基づき測定対象の血流のパワーを
示す情報を演算する演算手段と、この演算手段で
演算されたパワー情報にそのパワーの大きさに応
じて輝度変調をかける輝度変調手段と、この輝度
変調手段で輝度変調されたパワー情報を上記断層
像に重畳して表示する表示装置とを備えたことを
特徴とする超音波診断装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP9280486A JPS61257631A (ja) | 1986-04-22 | 1986-04-22 | 超音波診断装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP9280486A JPS61257631A (ja) | 1986-04-22 | 1986-04-22 | 超音波診断装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS61257631A JPS61257631A (ja) | 1986-11-15 |
| JPH0418859B2 true JPH0418859B2 (ja) | 1992-03-27 |
Family
ID=14064599
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP9280486A Granted JPS61257631A (ja) | 1986-04-22 | 1986-04-22 | 超音波診断装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS61257631A (ja) |
Families Citing this family (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS63272333A (ja) * | 1987-04-30 | 1988-11-09 | Yokogawa Medical Syst Ltd | パルスドプラ超音波診断装置 |
| JPH0741039B2 (ja) * | 1988-09-29 | 1995-05-10 | 株式会社東芝 | カラー超音波診断装置 |
| JP4312202B2 (ja) | 2003-05-29 | 2009-08-12 | オリンパス株式会社 | 超音波診断装置および超音波診断装置のデータ処理方法 |
-
1986
- 1986-04-22 JP JP9280486A patent/JPS61257631A/ja active Granted
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS61257631A (ja) | 1986-11-15 |
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Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| EXPY | Cancellation because of completion of term |