JPH04197250A - 高限界速パルスドプラ計測装置 - Google Patents
高限界速パルスドプラ計測装置Info
- Publication number
- JPH04197250A JPH04197250A JP32297190A JP32297190A JPH04197250A JP H04197250 A JPH04197250 A JP H04197250A JP 32297190 A JP32297190 A JP 32297190A JP 32297190 A JP32297190 A JP 32297190A JP H04197250 A JPH04197250 A JP H04197250A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- phase difference
- phase
- transmission interval
- difference
- average
- 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.)
- Pending
Links
- 230000005540 biological transmission Effects 0.000 claims abstract description 25
- 238000001514 detection method Methods 0.000 claims description 9
- 238000001914 filtration Methods 0.000 claims 2
- 238000005259 measurement Methods 0.000 abstract description 10
- 238000002834 transmittance Methods 0.000 abstract 6
- 230000017531 blood circulation Effects 0.000 description 19
- 238000000034 method Methods 0.000 description 15
- 230000015654 memory Effects 0.000 description 12
- 230000001788 irregular Effects 0.000 description 5
- 238000007796 conventional method Methods 0.000 description 4
- 230000000694 effects Effects 0.000 description 4
- 238000000691 measurement method Methods 0.000 description 4
- 210000004204 blood vessel Anatomy 0.000 description 2
- 230000000747 cardiac effect Effects 0.000 description 2
- 238000012937 correction Methods 0.000 description 2
- 229940079593 drug Drugs 0.000 description 2
- 239000003814 drug Substances 0.000 description 2
- 238000013459 approach Methods 0.000 description 1
- 239000008280 blood Substances 0.000 description 1
- 210000004369 blood Anatomy 0.000 description 1
- 238000006243 chemical reaction Methods 0.000 description 1
- 230000003247 decreasing effect Effects 0.000 description 1
- 238000003745 diagnosis Methods 0.000 description 1
- 208000019622 heart disease Diseases 0.000 description 1
- 238000005286 illumination Methods 0.000 description 1
- 230000007257 malfunction Effects 0.000 description 1
- 238000001228 spectrum Methods 0.000 description 1
- 238000002604 ultrasonography Methods 0.000 description 1
Landscapes
- Ultra Sonic Daignosis Equipment (AREA)
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。
め要約のデータは記録されません。
Description
【発明の詳細な説明】
【産業上の利用分野]
本発明は超音波により物体の速度を検出する装置に関し
、とくに生体内の血流速度を実時間で計測表示する装置
に関する。
、とくに生体内の血流速度を実時間で計測表示する装置
に関する。
[従来の技術]
音波のドプラ効果により物体の速度を知る装置は種々の
ものが知られている。とくに位相差検出によるパルスド
プラ法を用いる装置では、送波パルス間隔ごとの受信信
号の位相差を計測することにより、全計測深度における
各部位の速度を実時間で計測することが可能である。
ものが知られている。とくに位相差検出によるパルスド
プラ法を用いる装置では、送波パルス間隔ごとの受信信
号の位相差を計測することにより、全計測深度における
各部位の速度を実時間で計測することが可能である。
第1図は従来法の速度演算回路であり、3は超音波送波
回路、4は超音波受波回路、5は位相比較回路、6は移
動物体検出フィルタ(〜fTrフィルタ)、77は位相
から位相差Δθを検出する位相差(速度)演算回路であ
る7 このようなパルスドプラ法の速度検出は例えば
「プロシーデインブ・オン・ザ・ヨーロピアン・コンブ
レス・オン・ウルトラソニクス・イン・メデイシンJ1
97L)年の第144頁に掲載された文献(Brand
estiniM、 : Application of
the phase detectionprinc
iple in a transcutaneous
velocityprofilemeter、 Pro
c、 of the 5econd European
Congress on Ultrasonics i
n Medicine、 p、+44゜1975、)、
もしくは特開昭58−1.88433号公報に記載され
ている。
回路、4は超音波受波回路、5は位相比較回路、6は移
動物体検出フィルタ(〜fTrフィルタ)、77は位相
から位相差Δθを検出する位相差(速度)演算回路であ
る7 このようなパルスドプラ法の速度検出は例えば
「プロシーデインブ・オン・ザ・ヨーロピアン・コンブ
レス・オン・ウルトラソニクス・イン・メデイシンJ1
97L)年の第144頁に掲載された文献(Brand
estiniM、 : Application of
the phase detectionprinc
iple in a transcutaneous
velocityprofilemeter、 Pro
c、 of the 5econd European
Congress on Ultrasonics i
n Medicine、 p、+44゜1975、)、
もしくは特開昭58−1.88433号公報に記載され
ている。
[発明が解決しようとする課題]
超音波により血液の流速分布を計測しカラー画像で表示
する装置は心臓病の診断等に広く利用されている。この
装置の表示は、血流が超音波送受波器に近づくときを赤
色、遠ざかるときを青色で表示し、速さは色の濃淡で表
すように構成されている。しかし、従来のパルスドプラ
法に従う限りでは、送波パルスの繰返し周期をTとすれ
ば、測定可能な最高ドプラ偏位周波数F、はl/ (2
T)となり、一方、音波伝搬速度(音速m/5ec)を
Cとすれば、計測可能最大深度りはT/2となる。
する装置は心臓病の診断等に広く利用されている。この
装置の表示は、血流が超音波送受波器に近づくときを赤
色、遠ざかるときを青色で表示し、速さは色の濃淡で表
すように構成されている。しかし、従来のパルスドプラ
法に従う限りでは、送波パルスの繰返し周期をTとすれ
ば、測定可能な最高ドプラ偏位周波数F、はl/ (2
T)となり、一方、音波伝搬速度(音速m/5ec)を
Cとすれば、計測可能最大深度りはT/2となる。
したがって、FdとDの積はc/4 (一定)となり、
計測可能速度または計測可能深度に限界がある。その限
界を超えると、不確定となる。
計測可能速度または計測可能深度に限界がある。その限
界を超えると、不確定となる。
このように従来法の問題点は、計測可能な速度に限界が
あり、それ以上の速度ではエリアシング現象が発生し、
誤動作する点である。超音波パルスの送波間隔をT(μ
5ec)のとき、従来のパルスドプラ計測装置では、測
定できるドプラ周波数の範囲は±1/(2T)()lz
)となるから、例えば、T=250LIsecのとき、
±2KHzである。この範囲を越えた、例えば2.5K
Hzドプラ周波数は。
あり、それ以上の速度ではエリアシング現象が発生し、
誤動作する点である。超音波パルスの送波間隔をT(μ
5ec)のとき、従来のパルスドプラ計測装置では、測
定できるドプラ周波数の範囲は±1/(2T)()lz
)となるから、例えば、T=250LIsecのとき、
±2KHzである。この範囲を越えた、例えば2.5K
Hzドプラ周波数は。
従来装置では、−1,5KH2と誤って測定される。
正の速度(赤色表示)が誤って、負の速度(青色表示)
と測定される。血流の方向で考えた場合、正のドプラ周
波数の血流方向を順方向、負のドプラ周波数の血流方向
を逆方向と呼ぶならば、順方向の速度の速い血流は、逆
方向の血流と表示され、問題となる。
と測定される。血流の方向で考えた場合、正のドプラ周
波数の血流方向を順方向、負のドプラ周波数の血流方向
を逆方向と呼ぶならば、順方向の速度の速い血流は、逆
方向の血流と表示され、問題となる。
この装置には上記説明したように、測定可能な速さにナ
イキスト周波数による限界があり、限界以上の高速血流
は方向を蘭違えた表示となる問題点を有する。
イキスト周波数による限界があり、限界以上の高速血流
は方向を蘭違えた表示となる問題点を有する。
本発明の目的はこの点の改善を簡易構成の回路にて実現
することにある。
することにある。
【課題を解決するための手段1
超音波パルスの送波を不等間隔で行なう。この場合にお
ける位相差は、送波間隔Tに対してはΔθ=ω、Tであ
るが、少し大きい送波間隔T+Tsに対しては少し大き
い位相差Δθ′=ωa (T + T s )が得られ
る。位相差は雑音による変動を抑圧するため、位相差を
二軸成分に変換しベクトル加算する。すなわち実軸、虚
軸成分に変換し加算し、平均位相差に逆変換し戻す。つ
ぎに、送波間隔Tの位相差aa、T+Tsの位相差フr
′との差の位相差ΔΔθ=ω=Tsを得る。ΔΔθを差
の送波間隔Tsで除すれば、ドプラ周波数を得る。
ける位相差は、送波間隔Tに対してはΔθ=ω、Tであ
るが、少し大きい送波間隔T+Tsに対しては少し大き
い位相差Δθ′=ωa (T + T s )が得られ
る。位相差は雑音による変動を抑圧するため、位相差を
二軸成分に変換しベクトル加算する。すなわち実軸、虚
軸成分に変換し加算し、平均位相差に逆変換し戻す。つ
ぎに、送波間隔Tの位相差aa、T+Tsの位相差フr
′との差の位相差ΔΔθ=ω=Tsを得る。ΔΔθを差
の送波間隔Tsで除すれば、ドプラ周波数を得る。
[作用1
超音波パルスを不等間隔に送波し、位相差の差ΔΔθを
求めることを特徴とする本方式は、超音波パルスの送波
間隔から決まる限界(ナイキスト限界)を超えて、ドプ
ラ平均周波数の測定が測定深度の不確定なしに、可能で
ある。
求めることを特徴とする本方式は、超音波パルスの送波
間隔から決まる限界(ナイキスト限界)を超えて、ドプ
ラ平均周波数の測定が測定深度の不確定なしに、可能で
ある。
位相信号及び位相差信号の振幅を正規化したのと等価な
本方法では、差の位相差ΔΔθから平均周波数が得られ
る。重心周波数ではないが、血流の流れが定常で、得ら
れるドプラスペクトルが対称と見做せる場合、平均周波
数も重心周波数も同一である。
本方法では、差の位相差ΔΔθから平均周波数が得られ
る。重心周波数ではないが、血流の流れが定常で、得ら
れるドプラスペクトルが対称と見做せる場合、平均周波
数も重心周波数も同一である。
【実施例)
従来のパルスドプラ計測方式とその問題点を詳細に述へ
る。従来方式は第1図に示すように送波器1から超音波
パルスを血流に向は送波する3ここで、送波パルスの周
期Tと所要ill測深度をr、との関係は音波往復の伝
搬時間から2 L / c = Tである。ここでCは
生体中の音速である。
る。従来方式は第1図に示すように送波器1から超音波
パルスを血流に向は送波する3ここで、送波パルスの周
期Tと所要ill測深度をr、との関係は音波往復の伝
搬時間から2 L / c = Tである。ここでCは
生体中の音速である。
位相比較器5で第n番目の送波に対する血流からの反射
信号と参照信号α、α′との位相比較を行外う。位相比
較出力のそれぞれ■R:+ t V’、 *はv、、=
Afi CO5θ。
信号と参照信号α、α′との位相比較を行外う。位相比
較出力のそれぞれ■R:+ t V’、 *はv、、=
Afi CO5θ。
V:、=AII sinθゎ
である。これをまとめてベクトルで表すとvn= Vi
q +jV!fi= Aq exp(jθ、) (
1)となる。複素位相信号V、から、血管壁の信号中の
血流信号を検出するため、MTIフィルタ6を用いる。
q +jV!fi= Aq exp(jθ、) (
1)となる。複素位相信号V、から、血管壁の信号中の
血流信号を検出するため、MTIフィルタ6を用いる。
つぎに、速度推定器77及びその問題点を詳述する。時
間T内に反射体2が距離vTだけ移動しているため、隣
接時刻における反射信号の位相間に第2図に示すように
位相差Δθが生じΔ θ=2 k vT=ω、T である。ここで、kは波数(2π/λ)でありω。
間T内に反射体2が距離vTだけ移動しているため、隣
接時刻における反射信号の位相間に第2図に示すように
位相差Δθが生じΔ θ=2 k vT=ω、T である。ここで、kは波数(2π/λ)でありω。
(rad/s)は通常ドプラ角周波数と呼ばれているも
のである3この位相差Δθは Y、=V、一つ・Vへ (2)な
る位相差ベクトルY。の位相角から Arg、 [Y、] =Arctan(Iy/Rv)
:Δθ(R,はY、の実部、エアはY、の虚数部)と得
られ、血流の速度が求まる。ここで8は複素共役、Ar
g、 []は偏角を表す。
のである3この位相差Δθは Y、=V、一つ・Vへ (2)な
る位相差ベクトルY。の位相角から Arg、 [Y、] =Arctan(Iy/Rv)
:Δθ(R,はY、の実部、エアはY、の虚数部)と得
られ、血流の速度が求まる。ここで8は複素共役、Ar
g、 []は偏角を表す。
しかしこのような従来の方式によると、高速血流では、
第2図Cに示すようにこの位相差Δθが±πを超え、進
相遅相が反転するため、血流方向を間違うことになる。
第2図Cに示すようにこの位相差Δθが±πを超え、進
相遅相が反転するため、血流方向を間違うことになる。
この限界は
1ω、TI≦π
である。ここで、Tを小さくすることによりω6を大き
くすることも可能であるが、L (=cT/2)が測定
可能深度であり心臓計」りの場合には15cm程度が必
要であり、送波間隔Tを小さくすることには限界がある
。
くすることも可能であるが、L (=cT/2)が測定
可能深度であり心臓計」りの場合には15cm程度が必
要であり、送波間隔Tを小さくすることには限界がある
。
そこで、高限界速法ドプラ計測方式により1通常の限界
を5倍以上に拡大する方式を以下第3図、第4図の一実
施例を用い説明する。本方式では超音波パルスの送波を
、第3図a 、 Trans。
を5倍以上に拡大する方式を以下第3図、第4図の一実
施例を用い説明する。本方式では超音波パルスの送波を
、第3図a 、 Trans。
Waveformに示すように不等間隔で行なう。この
場合における位相差は、送波間隔Tに対しては第2図と
同様に、 Δθ =2kvT=c、+、T (3−1
)であるが、少し大きい送波間隔T + T sに対し
ては Δ θ’ =2kv(T+Ts) =ω=(T + Ts) (
3−2)となる。ωd(rad/s)はドプラ角周波数
である。
場合における位相差は、送波間隔Tに対しては第2図と
同様に、 Δθ =2kvT=c、+、T (3−1
)であるが、少し大きい送波間隔T + T sに対し
ては Δ θ’ =2kv(T+Ts) =ω=(T + Ts) (
3−2)となる。ωd(rad/s)はドプラ角周波数
である。
第4図においてMTIフィルタ7は位相比較器5の出力
である位相信号Y、をフィルタリンクしく位相信号は6
でディジタル値に変換されている)、血管壁の動きによ
る低周波成分を除去する。
である位相信号Y、をフィルタリンクしく位相信号は6
でディジタル値に変換されている)、血管壁の動きによ
る低周波成分を除去する。
MTエフィルタの遅延時間はm(2T+Ts)(m :
整数)を用いる。このことにより、第一の送波間隔Tと
第二の送波間隔T+Tsにおいて1両者に共通のフィル
タ特性が得られる。この点は通常の等間隔送波によるパ
ルスドプラ方式におけるMTIフィルタとの相違点であ
る。と 不等間隔送波において、等間隔送波同様に(1)式より
1位相 θ。=Arg、 [V、] =Arctan(I 17
/R17)(R17は■。の実部、I 1.はV、の虚
数部)ただし。
整数)を用いる。このことにより、第一の送波間隔Tと
第二の送波間隔T+Tsにおいて1両者に共通のフィル
タ特性が得られる。この点は通常の等間隔送波によるパ
ルスドプラ方式におけるMTIフィルタとの相違点であ
る。と 不等間隔送波において、等間隔送波同様に(1)式より
1位相 θ。=Arg、 [V、] =Arctan(I 17
/R17)(R17は■。の実部、I 1.はV、の虚
数部)ただし。
1θ。1≦π
が得られる。この演算結果を得るため位相メモリ8が必
要であり、用いられる。送波間隔Tに対する位相差 Δθ9、送波間隔T+Tsに対する位相差へ〇は、この
位相O1の差分演算によって得られる。
要であり、用いられる。送波間隔Tに対する位相差 Δθ9、送波間隔T+Tsに対する位相差へ〇は、この
位相O1の差分演算によって得られる。
すなわち。
Δθつ二〇。、−0n(4−1)
Δθ。=θ。−2−〇−(4−2)
である。ただし、
1Δθ。′1≦π
1△θ、j≦π
の制約条件があるため、
Δθゎ=Δθ。−2π 1fΔθ。≧2π=Δθ。+2
π 1fΔθ。〈−2π (5−])△θ。′=Δθ。
π 1fΔθ。〈−2π (5−])△θ。′=Δθ。
′−2π ifΔθ、′≧2π=八01′へ2π if
ΔθI〈−2π (5−2)の補正処理を施す。位相差
メモリ9−1.9−2はこの演算結果を得るため必要で
あり、用いられる。
ΔθI〈−2π (5−2)の補正処理を施す。位相差
メモリ9−1.9−2はこの演算結果を得るため必要で
あり、用いられる。
これら位相差Δθ4、Δθ、′は雑音のため変動するの
で、雑音抑圧のため、複素変換加算回路10−1〜4で
は、複素数値(位相差ベクトル)Y、 = cos(Δ
θ。)+j 5in(Δθ。) (6−1)Y、’
=cos(Δθ*’)+j 5in(Δθ−) (
6−2)にそれぞれ変換し、複数回加算を行う。
で、雑音抑圧のため、複素変換加算回路10−1〜4で
は、複素数値(位相差ベクトル)Y、 = cos(Δ
θ。)+j 5in(Δθ。) (6−1)Y、’
=cos(Δθ*’)+j 5in(Δθ−) (
6−2)にそれぞれ変換し、複数回加算を行う。
X、=ΣY、 =R+jI
(ただし、RはXnの実部、■はX、、の虚部)
X、I=ΣYゎ= R’ 十j I
(ただし、R′はx、、“の実部、■′はX。゛の虚部
) 加算平均した位相差ベクトルx、、x、’より、Δθゎ
=Arg、 [X。] (]7−1Δ
θ。’ =Arg、 [X。’ ] (
]7−2の如く平均位相差がそれぞれ得られる。位相差
メモリL1−)、11−2ではこれらの演算結果を得る
ため必要であり、用いられる。
) 加算平均した位相差ベクトルx、、x、’より、Δθゎ
=Arg、 [X。] (]7−1Δ
θ。’ =Arg、 [X。’ ] (
]7−2の如く平均位相差がそれぞれ得られる。位相差
メモリL1−)、11−2ではこれらの演算結果を得る
ため必要であり、用いられる。
本方式では、さらに、位相差の差ΔΔθ(=Δθ′−八
〇)をへめる。位相差の差のメモリ12では1両者(位
相差メモリ11−1.11−2の出力)がら。
〇)をへめる。位相差の差のメモリ12では1両者(位
相差メモリ11−1.11−2の出力)がら。
送波間隔T+Tsと送波間隔Tの差Tsにおける位相差
の差ΔΔθ7を演算できる。即ち、ΔΔθ,=Δθ0′
−Δθ1 (8)ただし、制約条件 1ΔΔθ口≦π があり、上記(5−1)式と同様、 △△θ、;ΔΔθ。−2π ifΔΔθ1≧2π=ΔΔ
0つ+2π 1f ΔΔθ1〈−2π如く補正処理が施
されており、メモリ内容として出力さ粗る。
の差ΔΔθ7を演算できる。即ち、ΔΔθ,=Δθ0′
−Δθ1 (8)ただし、制約条件 1ΔΔθ口≦π があり、上記(5−1)式と同様、 △△θ、;ΔΔθ。−2π ifΔΔθ1≧2π=ΔΔ
0つ+2π 1f ΔΔθ1〈−2π如く補正処理が施
されており、メモリ内容として出力さ粗る。
ところで、位相差の差は(3−1)、(3−2)式よす
ΔΔθ=ω、(T + Ts) −ω、T=ω、Ts
(6)であり、したが
って、ドプラ角周波数ω、はω、=ΔΔθ/ T s
(7)であり、ドプラ周波数fd
はメモリ12の出力を除算器13により除算し、 f、=ΔΔθ/ (2kTs) ’ (8)
として得られる。出力端子A1はドプラ周波数f、。
ΔΔθ=ω、(T + Ts) −ω、T=ω、Ts
(6)であり、したが
って、ドプラ角周波数ω、はω、=ΔΔθ/ T s
(7)であり、ドプラ周波数fd
はメモリ12の出力を除算器13により除算し、 f、=ΔΔθ/ (2kTs) ’ (8)
として得られる。出力端子A1はドプラ周波数f、。
出力端子A2はΔΔθを出力する。
ここで、TsをTより小さく選択することにより、第図
3aに示すように位相差の差ΔΔθを同一速度に対し従
来より小さくする二とが可能であり、通常方式では、誤
測定となる高速血流に対しても第3図すの如く方向の正
確な測定が可能となる。例えば、Ts=175Tとすれ
ば、ΔΔθを従来の175にでき、したがって、5倍の
高速血流に対しても方向の正確な測定が可能となる。
3aに示すように位相差の差ΔΔθを同一速度に対し従
来より小さくする二とが可能であり、通常方式では、誤
測定となる高速血流に対しても第3図すの如く方向の正
確な測定が可能となる。例えば、Ts=175Tとすれ
ば、ΔΔθを従来の175にでき、したがって、5倍の
高速血流に対しても方向の正確な測定が可能となる。
計測可能なドプラ角周波数ω、の範囲は第3図Cから
iΔハメ91≦π ロ [ω T sl≦πとなる。従
来己における限界は前呂の通りπ/下であり 測定可能
な最大ドプラ周波数はT/Ts倍となり、Tsを小さく
選択することにより大幅に限界を広げられることになる
。
来己における限界は前呂の通りπ/下であり 測定可能
な最大ドプラ周波数はT/Ts倍となり、Tsを小さく
選択することにより大幅に限界を広げられることになる
。
なお、Tは元のままであり、したがって、測定深度を深
く保ったまま、高速血流の正確な測定が可能となること
は言うまでもない。また、この方式で得られるドプラ周
波数は平均周波数である。
く保ったまま、高速血流の正確な測定が可能となること
は言うまでもない。また、この方式で得られるドプラ周
波数は平均周波数である。
【発明の効果j
測定深度を深く保ったまま、測定可能な最大ドプラ周波
数はT/Ts倍となり、Tsを小さく選択することによ
り大幅に限界を広げられる。
数はT/Ts倍となり、Tsを小さく選択することによ
り大幅に限界を広げられる。
位相差ベクトル信号の複素共役積から位相差の差のへ9
1−ルを得、位相差の差に変換する方式に較べ、複素乗
算器が不要となる点、装置化には有利である。
1−ルを得、位相差の差に変換する方式に較べ、複素乗
算器が不要となる点、装置化には有利である。
本方式は、低S/N時、特にパルス性稚音の悪影響を避
けるのに有効である。。
けるのに有効である。。
第1図は従来のパルスドプラ計測装置と心臓血流、第2
図は従来のパルスドプラ計測法の原理と問題点、第3図
は超音波不等間隔送波、位相差の差を検出する方式によ
る1水力式の高限界速パルスドプラ計測法の原理、第・
1図は一実施例をそれ。 それ示す。 符号の説明 ■は超音波送波器、2は目標物体(血流)3は超音波送
波回路、4は超音波受波回路、5は位相比較回路、6は
A/D変換器、7は移動物体検出フィルタ(複素MTI
フィルタ)、8は位相メモリ(ATANメモリ)−9−
1,9−2は位相差メモリ、 1.0−1〜4は複素変
換加算回路、 11−1.11−2は位相差メモリ(A
TANメモ1月 12は位相差の差のメモリ、13は除
算器出力端子、A1、A2は畠力端代理人弁理士 小
川 勝 男゛、;ゾ/〜)
図は従来のパルスドプラ計測法の原理と問題点、第3図
は超音波不等間隔送波、位相差の差を検出する方式によ
る1水力式の高限界速パルスドプラ計測法の原理、第・
1図は一実施例をそれ。 それ示す。 符号の説明 ■は超音波送波器、2は目標物体(血流)3は超音波送
波回路、4は超音波受波回路、5は位相比較回路、6は
A/D変換器、7は移動物体検出フィルタ(複素MTI
フィルタ)、8は位相メモリ(ATANメモリ)−9−
1,9−2は位相差メモリ、 1.0−1〜4は複素変
換加算回路、 11−1.11−2は位相差メモリ(A
TANメモ1月 12は位相差の差のメモリ、13は除
算器出力端子、A1、A2は畠力端代理人弁理士 小
川 勝 男゛、;ゾ/〜)
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 1、第一の期間中は第一の送波間隔Tでパルス化連続波
の超音波パルスを繰返し対象に向け、送波し、これに続
く第二の期間中は第二の送波間隔T+Tsでパルス化連
続波の超音波パルスを繰返し送波し、それぞれのパルス
による対象物からの反射波を検出する送受手段と、 反射波の位相を検出する位相検出手段と、 上記位相検出手段から順次得る位相信号から第一の送波
間隔Tと第二の送波間隔T+Tsにおいて、両者に共通
のフィルタ特性により、固定物の信号を除去するフィル
タリング手段と、フィルタリング手段を介して得る位相
信号のうち、第一の送波間隔Tに対応する位相差Δθと
、第二の送波間隔T+Tsに対応する位相差Δθ′とを
求める第一の位相差検出手段と、上記第一の位相差検出
手段により得た位相差を実軸、虚軸成分に変換しそれぞ
れ加算し、第一の送波間隔Tに対応する平均位相差ベク
トルと第二の送波間隔T+Tsに対応する平均位相差ベ
クトル求める手段と、 上記平均位相差ベクトルから平均位相差を得る手段と、
上記平均位相差Δθと平均位相差Δθ′から位相差の差
ΔΔθを得る第二の位相差検出手段とからなることを特
徴とする高限界速パルスドプラ計測装置
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP32297190A JPH04197250A (ja) | 1990-11-28 | 1990-11-28 | 高限界速パルスドプラ計測装置 |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP32297190A JPH04197250A (ja) | 1990-11-28 | 1990-11-28 | 高限界速パルスドプラ計測装置 |
Publications (1)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPH04197250A true JPH04197250A (ja) | 1992-07-16 |
Family
ID=18149696
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP32297190A Pending JPH04197250A (ja) | 1990-11-28 | 1990-11-28 | 高限界速パルスドプラ計測装置 |
Country Status (1)
Country | Link |
---|---|
JP (1) | JPH04197250A (ja) |
Cited By (1)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2005312632A (ja) * | 2004-04-28 | 2005-11-10 | Toshiba Corp | 超音波診断装置及びパルスドプラ計測装置 |
-
1990
- 1990-11-28 JP JP32297190A patent/JPH04197250A/ja active Pending
Cited By (1)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2005312632A (ja) * | 2004-04-28 | 2005-11-10 | Toshiba Corp | 超音波診断装置及びパルスドプラ計測装置 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
US5454372A (en) | Angle independent doppler in ultrasound imaging | |
WO2018199346A1 (ko) | 평면파 합성을 이용한 초음파 벡터 도플러 영상의 생성 장치 및 방법 | |
US4961427A (en) | Ultrasonic doppler diagnostic apparatus | |
WO2011126728A2 (en) | Methods and apparatus for ultrasound imaging | |
JPH07303644A (ja) | 超音波診断装置 | |
JPS62169073A (ja) | 超音波ドップラー診断装置 | |
JPH057588A (ja) | 超音波ドプラ診断装置 | |
JP2840864B2 (ja) | パルスドプラ計測装置 | |
US4671294A (en) | Pulsed doppler flow mapping apparatus | |
JPH03151944A (ja) | パルスドプラ計測装置 | |
JPH04197250A (ja) | 高限界速パルスドプラ計測装置 | |
Salles et al. | Clutter filter wave imaging: A new way to visualize and detect mechanical waves propagation | |
JP3486243B2 (ja) | 超音波診断装置 | |
Nishiyama et al. | Non-equally-spaced pulse transmission for non-aliasing ultrasonic pulsed Doppler measurement | |
JP2953083B2 (ja) | 高限界速パルスドプラ計測装置 | |
JPH04197249A (ja) | 高限界速パルスドプラ計測装置 | |
US20050251034A1 (en) | Data dependent color wall filters | |
JPH0218097B2 (ja) | ||
JPH04279864A (ja) | 高限界速パルスドプラ計測装置 | |
JP2714042B2 (ja) | パルスドプラ計測装置 | |
JPH04158849A (ja) | 高限界速パルスドプラ計測装置 | |
CN101683276B (zh) | 多普勒信号间隙填充方法与装置以及超声成像系统 | |
JP2594994B2 (ja) | パルスドプラ計測装置 | |
JP2607887B2 (ja) | パルスドプラ計測装置 | |
JP2714067B2 (ja) | パルスドプラ計測装置 |