JPH04210052A - 超音波診断装置 - Google Patents
超音波診断装置Info
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- JPH04210052A JPH04210052A JP40632690A JP40632690A JPH04210052A JP H04210052 A JPH04210052 A JP H04210052A JP 40632690 A JP40632690 A JP 40632690A JP 40632690 A JP40632690 A JP 40632690A JP H04210052 A JPH04210052 A JP H04210052A
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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
［０００１１
【産業上の利用分野］本発明は、超音波を用いて被検体
の血流のドプラー断層画像を得る超音波診断装置に関す
る。 ［０００２］ 【従来の技術】図６は従来のこの種の血流映像超音波診
断装置の構成を示すブロック図である。同図において、
送信器１は超音波探触子２を励振し、図示されていない
被検体内に超音波１００を射出する。この超音波は、伝
播途上の運動体である血球、器壁等により反射され、運
動速度に応じた周波数偏移を受ける。この周波数偏移を
受けた超音波を超音波探触子２により受信し、受信器３
によって増幅する。この受信信号１０１を、位相弁別器
４により送信器１からのｓｉｎ成分、ＣＯＳ成分の参照
波信号１０２，１０３と混合して直交検波し、偏移周波
数成分を取り出すことにより、信号１０４Ａ、１０４Ｂ
が得られる。なお、便宜上、これらの信号をそれぞれＩ
信号（虚数成分）、Ｑ信号（実数成分）という。■信号
１０４Ａ、Ｑ信号１０４ＢはＡ／Ｄ変換器５Ａ、５Ｂに
よりディジタル信号１０５Ａ、１０５Ｂに変換され、デ
ィジタル的な信号処理が可能な値となる。 ［０００３］ディジタル信号１０５Ａ、１０５Ｂには、
血球のほかに余分な情報である器壁からの信号も含まれ
るので、ディジタルフィルタ６Ａ、６Ｂにより選択的に
血球からの信号のみを取り出す。一般には、血球からの
信号に対して、器壁からの信号は６０ｄＢ程度大きく、
また、速度すなわちドプラー周波数的にも血球からの信
号に近接しているので、非常に急峻な遮断特性を有する
フィルタが必要とされる。これらのディジタルフィルタ
６Ａ、６Ｂにより血球からのドプラー信号１０６Ａ、１
０６Ｂのみを取り出し、これらの信号の位相差を位相に
持つ信号に変換する自己相関器７により、血液の平均流
速に相当する平均周波数１０７（ｆ）と流れの乱れ度（
分散）１０８ （σりとを演算し、ＤＳＣ（ディジタ
ルスキャンコンバータ）８に送出する。 ［０００４］そして、詳述は省略するが、受信器３、検
波器１２及びＡ／Ｄ変換器１３を介した通常の断層像用
信号１０９と、上記平均周波数１０７及び流れの乱れ度
１０８とをＤＳＣ８により混合する。更に、次段のカラ
ー処理プロセッサ９により、通常の断層像は白黒、また
血流画像については探触子２に向かう成分を赤、逆に遠
ざかる成分を青、流れの乱れ度については緑とした画像
信号をそれぞれ生成し、Ｄ／Ａ変換器１０を介しカラー
モニター１１に表示させる。 ［０００５］ここで、血流画像を得る場合の走査線関係
について、図７を参照しつつ説明する。まず、探触子２
により送受される超音波ビームの視野角度を９０度とす
ると、走査線２０の数は通常１２８本であり、図８に示
すように１走査線あたり複数回（図示例では８回）の超
音波送受動作２１を繰り返す。ここで、送受動作２１が
複数回必要なのは、後述するディジタルフィルタの遮断
特性の向上、自己相関による平均流速値、分散値の平均
化処理のためである。また、図８に示すように１走査線
あたり複数回の送受動作２１のうち、個々の送信に関し
て、超音波探触子２を複数回（図示例では８回）励振さ
せる。なお、図８では励振動作を符号２２で示している
。この複数回の励振動作２２は、超音波探触子２から出
射される超音波の周波数を単一化し、前述した位相弁別
器４での弁別性能を向上させるために必要とされる。 ［０００６］
の血流のドプラー断層画像を得る超音波診断装置に関す
る。 ［０００２］ 【従来の技術】図６は従来のこの種の血流映像超音波診
断装置の構成を示すブロック図である。同図において、
送信器１は超音波探触子２を励振し、図示されていない
被検体内に超音波１００を射出する。この超音波は、伝
播途上の運動体である血球、器壁等により反射され、運
動速度に応じた周波数偏移を受ける。この周波数偏移を
受けた超音波を超音波探触子２により受信し、受信器３
によって増幅する。この受信信号１０１を、位相弁別器
４により送信器１からのｓｉｎ成分、ＣＯＳ成分の参照
波信号１０２，１０３と混合して直交検波し、偏移周波
数成分を取り出すことにより、信号１０４Ａ、１０４Ｂ
が得られる。なお、便宜上、これらの信号をそれぞれＩ
信号（虚数成分）、Ｑ信号（実数成分）という。■信号
１０４Ａ、Ｑ信号１０４ＢはＡ／Ｄ変換器５Ａ、５Ｂに
よりディジタル信号１０５Ａ、１０５Ｂに変換され、デ
ィジタル的な信号処理が可能な値となる。 ［０００３］ディジタル信号１０５Ａ、１０５Ｂには、
血球のほかに余分な情報である器壁からの信号も含まれ
るので、ディジタルフィルタ６Ａ、６Ｂにより選択的に
血球からの信号のみを取り出す。一般には、血球からの
信号に対して、器壁からの信号は６０ｄＢ程度大きく、
また、速度すなわちドプラー周波数的にも血球からの信
号に近接しているので、非常に急峻な遮断特性を有する
フィルタが必要とされる。これらのディジタルフィルタ
６Ａ、６Ｂにより血球からのドプラー信号１０６Ａ、１
０６Ｂのみを取り出し、これらの信号の位相差を位相に
持つ信号に変換する自己相関器７により、血液の平均流
速に相当する平均周波数１０７（ｆ）と流れの乱れ度（
分散）１０８ （σりとを演算し、ＤＳＣ（ディジタ
ルスキャンコンバータ）８に送出する。 ［０００４］そして、詳述は省略するが、受信器３、検
波器１２及びＡ／Ｄ変換器１３を介した通常の断層像用
信号１０９と、上記平均周波数１０７及び流れの乱れ度
１０８とをＤＳＣ８により混合する。更に、次段のカラ
ー処理プロセッサ９により、通常の断層像は白黒、また
血流画像については探触子２に向かう成分を赤、逆に遠
ざかる成分を青、流れの乱れ度については緑とした画像
信号をそれぞれ生成し、Ｄ／Ａ変換器１０を介しカラー
モニター１１に表示させる。 ［０００５］ここで、血流画像を得る場合の走査線関係
について、図７を参照しつつ説明する。まず、探触子２
により送受される超音波ビームの視野角度を９０度とす
ると、走査線２０の数は通常１２８本であり、図８に示
すように１走査線あたり複数回（図示例では８回）の超
音波送受動作２１を繰り返す。ここで、送受動作２１が
複数回必要なのは、後述するディジタルフィルタの遮断
特性の向上、自己相関による平均流速値、分散値の平均
化処理のためである。また、図８に示すように１走査線
あたり複数回の送受動作２１のうち、個々の送信に関し
て、超音波探触子２を複数回（図示例では８回）励振さ
せる。なお、図８では励振動作を符号２２で示している
。この複数回の励振動作２２は、超音波探触子２から出
射される超音波の周波数を単一化し、前述した位相弁別
器４での弁別性能を向上させるために必要とされる。 ［０００６］
【発明が解決しようとする課題】ところで、血流の平均
周波数と流れの乱れ度を求めるには、同一走査線上の複
数の送受信データが必要になる。このデータ数が多いほ
ど前記ディジタルフィルタ６Ａ、６Ｂの次数を多くし、
また、遮断特性を急峻として血球からのドプラー信号の
みの抽出が容易になる。しかし、送受信データの数を多
くすると、走査線数Ｍからなる一画面を構成するのに長
時間を要し、実時間での映像表示が不可能になる。従っ
て、ディジタルフィルタの遮断特性と画像のフレームレ
ートとは相反するということができる。この例を以下の
表１に示す。なお、この表１は相関回数を４回、平均化
処理を４回のデータについて行ったときの数値である。 ［０００７］
周波数と流れの乱れ度を求めるには、同一走査線上の複
数の送受信データが必要になる。このデータ数が多いほ
ど前記ディジタルフィルタ６Ａ、６Ｂの次数を多くし、
また、遮断特性を急峻として血球からのドプラー信号の
みの抽出が容易になる。しかし、送受信データの数を多
くすると、走査線数Ｍからなる一画面を構成するのに長
時間を要し、実時間での映像表示が不可能になる。従っ
て、ディジタルフィルタの遮断特性と画像のフレームレ
ートとは相反するということができる。この例を以下の
表１に示す。なお、この表１は相関回数を４回、平均化
処理を４回のデータについて行ったときの数値である。 ［０００７］
【表１】
［０００８］さて、前記位相弁別器４から出力される■
信号１０４Ａ及びＱ信号１０４ＢはそれぞれＡ／Ｄ変換
器５Ａ、５Ｂを介しディジタル信号１０５Ａ、１０５Ｂ
としてディジタルフィルタ６Ａ、６Ｂを通過するが、こ
こではＩ信号１０４Ａに関して対応するディジタルフィ
ルタ６Ａの一例を図９に示す。この図９に示すフィルタ
は、伝達関数が次の数式１で表現されるフィルタを２段
カスケード接続したものである。なお、Ｑ信号１０４Ｂ
に対応するディジタルフィルタ６Ｂの構成も図９と同一
である。 ［０００９］
信号１０４Ａ及びＱ信号１０４ＢはそれぞれＡ／Ｄ変換
器５Ａ、５Ｂを介しディジタル信号１０５Ａ、１０５Ｂ
としてディジタルフィルタ６Ａ、６Ｂを通過するが、こ
こではＩ信号１０４Ａに関して対応するディジタルフィ
ルタ６Ａの一例を図９に示す。この図９に示すフィルタ
は、伝達関数が次の数式１で表現されるフィルタを２段
カスケード接続したものである。なお、Ｑ信号１０４Ｂ
に対応するディジタルフィルタ６Ｂの構成も図９と同一
である。 ［０００９］
【数１】
［００１０１図９から明らかなように、このフィルタは
、２個の加算器３０．３１と、１個の係数器３２と、１
個の遅れ要素用主メモリ３３とからなるフィードバック
形の１次遅れフィルタである。上記遅れ要素用主メモＪ
３３には通常ＲＡＭ等が用いられ、１送受前の加算器３
１からのデータを遅れ要素用主メモリ３３に蓄積し、次
の送受で前送受のデータを加算器３０により次受信のデ
ータと加算する。また、遅れ要素用主メモリ３３のデー
タは、走査線の位置が変化する毎にクリアされる。この
場合のフィルタの過渡応答特性を図１０に示す。 ［００１１１図１０から判るように、このフィルタにお
いて本来の特性を得るには過渡部分を過ぎた領域を使用
せねばならないが、実際には、−走査線での送受信回数
はフレームレートの関係から数回程度しか許されないた
め、フィルタの定常特性が使用できないことになる。こ
のため、従来の装置におけるディジタルフィルタではフ
ィルタ特性の過渡部分で使用せざるを得ないため、血球
からの信号と器壁からの信号とを十分に分離するような
遮断特性を実現できず、ノイズの多い血流画像となって
しまう欠点があった。 ［００１２１本発明は上記問題点を解決するためになさ
れたもので、その目的とするところは、１走査線での送
受信回数を増加せずに、フィルタ特性の定常特性に近い
部分を極力使用可能として遮断特性を向上させ、血球か
らの信号と器壁からの信号とを十分に分離できるディジ
タルフィルタを実現してノイズの少ない血流画像が得ら
れるようにした超音波診断装置を提供することにある。 ［００１３］
、２個の加算器３０．３１と、１個の係数器３２と、１
個の遅れ要素用主メモリ３３とからなるフィードバック
形の１次遅れフィルタである。上記遅れ要素用主メモＪ
３３には通常ＲＡＭ等が用いられ、１送受前の加算器３
１からのデータを遅れ要素用主メモリ３３に蓄積し、次
の送受で前送受のデータを加算器３０により次受信のデ
ータと加算する。また、遅れ要素用主メモリ３３のデー
タは、走査線の位置が変化する毎にクリアされる。この
場合のフィルタの過渡応答特性を図１０に示す。 ［００１１１図１０から判るように、このフィルタにお
いて本来の特性を得るには過渡部分を過ぎた領域を使用
せねばならないが、実際には、−走査線での送受信回数
はフレームレートの関係から数回程度しか許されないた
め、フィルタの定常特性が使用できないことになる。こ
のため、従来の装置におけるディジタルフィルタではフ
ィルタ特性の過渡部分で使用せざるを得ないため、血球
からの信号と器壁からの信号とを十分に分離するような
遮断特性を実現できず、ノイズの多い血流画像となって
しまう欠点があった。 ［００１２１本発明は上記問題点を解決するためになさ
れたもので、その目的とするところは、１走査線での送
受信回数を増加せずに、フィルタ特性の定常特性に近い
部分を極力使用可能として遮断特性を向上させ、血球か
らの信号と器壁からの信号とを十分に分離できるディジ
タルフィルタを実現してノイズの少ない血流画像が得ら
れるようにした超音波診断装置を提供することにある。 ［００１３］
【課題を解決するための手段】上記目的を達成するため
、本発明は、被検体内に対し同一走査線上で超音波を複
数回送受し、被検体からの超音波の反射波成分に基づい
て被検体の血流分布を示すドプラー断層画像を形成し、
この断層画像をモニターに表示する超音波診断装置であ
って、器壁運動によるドプラー信号を除去し、かつ血流
によるドプラー信号のみを抽出するディジタルフィルタ
を備えてなる超音波診断装置において、被検体内の心電
信号を得る心電信号検出手段と、同一走査線上での第１
回目の送受信号の間隔を心電信号の周期の整数倍又は整
数分の１とする手段と、前記ディジタルフィルタ内の遅
れ要素用主メモリに付加され、かつ超音波の走査線位置
及び心電信号の特定位置からの経過時間によりアドレス
マツピングされると共に、１走査の終了時には、遅れ要
素用主メモリの値が該当するアドレスに記憶され、１走
査開始時には、その走査線位置及び前記経過時間に対応
するアドレスの値が遅れ要素用主メモリに読み出される
遅れ要素用補助メモリとを備えたものである。 ［００１４］
、本発明は、被検体内に対し同一走査線上で超音波を複
数回送受し、被検体からの超音波の反射波成分に基づい
て被検体の血流分布を示すドプラー断層画像を形成し、
この断層画像をモニターに表示する超音波診断装置であ
って、器壁運動によるドプラー信号を除去し、かつ血流
によるドプラー信号のみを抽出するディジタルフィルタ
を備えてなる超音波診断装置において、被検体内の心電
信号を得る心電信号検出手段と、同一走査線上での第１
回目の送受信号の間隔を心電信号の周期の整数倍又は整
数分の１とする手段と、前記ディジタルフィルタ内の遅
れ要素用主メモリに付加され、かつ超音波の走査線位置
及び心電信号の特定位置からの経過時間によりアドレス
マツピングされると共に、１走査の終了時には、遅れ要
素用主メモリの値が該当するアドレスに記憶され、１走
査開始時には、その走査線位置及び前記経過時間に対応
するアドレスの値が遅れ要素用主メモリに読み出される
遅れ要素用補助メモリとを備えたものである。 ［００１４］
【作用】本発明によれば、ディジタルフィルタの遅れ要
素（遅れ要素用主メモリ）の初期値を、前回走査の同一
走査線における遅れ要素の最終値とするため、走査線位
置が変化してもディジタルフィルタの遅れ要素の初期値
が特定の値ではなく心電信号に同期した過去の同一走査
線上の遅れ要素の最終値となる。これにより、ディジタ
ルフィルタの過渡応答時間が短くなり、換言すれば収束
性がよくなる。従って、同一走査線上での送受回数が少
なくても遮断特性のよいディジタルフィルタを得ること
でき、腹部のように血流速度と器壁の運動速度とが接近
している場合でも、両者を容易に分離してノイズの少な
い血流画像を得ることができる。 ［００１５］
素（遅れ要素用主メモリ）の初期値を、前回走査の同一
走査線における遅れ要素の最終値とするため、走査線位
置が変化してもディジタルフィルタの遅れ要素の初期値
が特定の値ではなく心電信号に同期した過去の同一走査
線上の遅れ要素の最終値となる。これにより、ディジタ
ルフィルタの過渡応答時間が短くなり、換言すれば収束
性がよくなる。従って、同一走査線上での送受回数が少
なくても遮断特性のよいディジタルフィルタを得ること
でき、腹部のように血流速度と器壁の運動速度とが接近
している場合でも、両者を容易に分離してノイズの少な
い血流画像を得ることができる。 ［００１５］
【実施例】はじめに、本発明の測定原理の基本となる心
電信号波形について、図２を参照して説明する。通常、
心電信号波形では心臓の拡張、収縮期に応じて、図２に
示すようにＰ、 Ｑ、 Ｒ，Ｓ、 Ｔ、 Ｕ波が得ら
れる。被検体が静寂状態にある場合には、臓器の活動は
基本的に心臓の拡張、収縮期の繰り返しに同期している
とみてよい。そして通常は、Ｒ波１２０を基準として経
過時間を計測している。 ［００１６］まず、図１はこの実施例にかかる血流映像
超音波診断装置の機能を示すブロック図である。同図に
おいて、被検体に取付けられた心電電極４０により心電
信号を取り出し、増幅器４１により増幅して走査タイミ
ング発生回路４２に入力する。ここで、心電電極４０及
び増幅器４１は心電信号検出手段を構成している。前記
走査タイミング発生回路４２は図８に示した第１回目の
送受信タイミングを決定するもので、図２に示すＲ−Ｒ
時間すなわち心電信号の周期の整数倍又は整数分の１倍
（Ｎ倍又は１／Ｎ倍）に同期するように第１回目の送受
信タイミングを定める。このようにして、心電信号のＲ
波に同期して送信器１から超音波探触子２を介し、超音
波が被検体内に出射される。以後、受信器３からディジ
タルフィルタ６Ａ、６Ｂに至るまでの構成は図６と同様
であるが、本実施例では、ディジタルフィルタ６Ａ、６
Ｂに遅れ要素用補助メモリ３４Ａ、３４Ｂがそれぞれ付
加されている。 ［００１７１図３は、一方のディジタルフィルタ６Ａ及
びこれに対応する遅れ要素用補助メモリ３４Ａを示して
おり、両者の関係は他方のディジタルフィルタ６Ｂ及び
遅れ要素用補助メモリ３４Ｂについても同様であるため
、以下ではディジタルフィルタ６Ａ側の遅れ要素用補助
メモリ３４Ａにつき説明する。この補助メモリ３４Ａは
、図４に示すように、図７における走査線２０の位置信
号である走査位置信号１１０と、図２に示したＲ波１２
０からの経過時間であるＲ波経過時間信号１１１との両
者でアドレスが決定される２次元マトリクス的なデータ
メモリから構成されている。なお、走査位置信号１１Ｏ
及びＲ波経過時間信号１１１は図１に示すように走査タ
イミング発生回路４２から送出される。 ［００１８］つまり、遅れ要素用補助メモリ３４は、超
音波の走査線位置と心電信号のＲ波経過時間とでアドレ
スマツピングされ、１走査の終了時に遅れ要素用主メモ
リ３３の値を上記マツピングされたアドレスに記憶し、
ｌ走査開始時には、その走査線位置と心電信号のＲ波経
過時間に対応するアドレスのメモリの値を遅れ要素用主
メモリ３３に読み出し、これをディジタルフィルタ６Ａ
の遅れ要素の初期値とするものである。これにより、図
５の過渡応答特性に示すように、図１０に比較して過渡
応答領域が短くなり、つまり収束性がよく、比較的少な
い送受信回数で所望のフィルタ特性を得ることができる
。 ［００１９］このように、本実施例ではディジタルフィ
ルタに遅れ要素用補助メモリを付加し、超音波の走査線
位置が変移した時のディジタルフィルタの遅れ要素の初
期値として、過去の同一走査線位置、同−Ｒ波経過時間
における遅れ要素の最終値を代入することにより、ディ
ジタルフィルタの過渡応答時の遮断特性を向上させるこ
とが可能になる。 ［００２０１ 【発明の効果］以上述べたように本発明によれば、各走
査線での送受信のタイミングを被検体の心電信号の周期
の整数倍又は整数分の１に同期させる手段と、ディジタ
ルフィルタの遅れ要素の初期値を前回の走査の同一走査
線上の遅れ要素の最終値とする手段とを備えたことによ
り、同一走査線上における超音波の送受信回数を増加さ
せずにディジタルフィルタの過渡応答時間を少なくする
と共に、腹部などのように血流速度と器壁運動速度とが
接近している場合でも、両者を明確に分離選択してノイ
ズの少ない血流画像を得ることができる。
電信号波形について、図２を参照して説明する。通常、
心電信号波形では心臓の拡張、収縮期に応じて、図２に
示すようにＰ、 Ｑ、 Ｒ，Ｓ、 Ｔ、 Ｕ波が得ら
れる。被検体が静寂状態にある場合には、臓器の活動は
基本的に心臓の拡張、収縮期の繰り返しに同期している
とみてよい。そして通常は、Ｒ波１２０を基準として経
過時間を計測している。 ［００１６］まず、図１はこの実施例にかかる血流映像
超音波診断装置の機能を示すブロック図である。同図に
おいて、被検体に取付けられた心電電極４０により心電
信号を取り出し、増幅器４１により増幅して走査タイミ
ング発生回路４２に入力する。ここで、心電電極４０及
び増幅器４１は心電信号検出手段を構成している。前記
走査タイミング発生回路４２は図８に示した第１回目の
送受信タイミングを決定するもので、図２に示すＲ−Ｒ
時間すなわち心電信号の周期の整数倍又は整数分の１倍
（Ｎ倍又は１／Ｎ倍）に同期するように第１回目の送受
信タイミングを定める。このようにして、心電信号のＲ
波に同期して送信器１から超音波探触子２を介し、超音
波が被検体内に出射される。以後、受信器３からディジ
タルフィルタ６Ａ、６Ｂに至るまでの構成は図６と同様
であるが、本実施例では、ディジタルフィルタ６Ａ、６
Ｂに遅れ要素用補助メモリ３４Ａ、３４Ｂがそれぞれ付
加されている。 ［００１７１図３は、一方のディジタルフィルタ６Ａ及
びこれに対応する遅れ要素用補助メモリ３４Ａを示して
おり、両者の関係は他方のディジタルフィルタ６Ｂ及び
遅れ要素用補助メモリ３４Ｂについても同様であるため
、以下ではディジタルフィルタ６Ａ側の遅れ要素用補助
メモリ３４Ａにつき説明する。この補助メモリ３４Ａは
、図４に示すように、図７における走査線２０の位置信
号である走査位置信号１１０と、図２に示したＲ波１２
０からの経過時間であるＲ波経過時間信号１１１との両
者でアドレスが決定される２次元マトリクス的なデータ
メモリから構成されている。なお、走査位置信号１１Ｏ
及びＲ波経過時間信号１１１は図１に示すように走査タ
イミング発生回路４２から送出される。 ［００１８］つまり、遅れ要素用補助メモリ３４は、超
音波の走査線位置と心電信号のＲ波経過時間とでアドレ
スマツピングされ、１走査の終了時に遅れ要素用主メモ
リ３３の値を上記マツピングされたアドレスに記憶し、
ｌ走査開始時には、その走査線位置と心電信号のＲ波経
過時間に対応するアドレスのメモリの値を遅れ要素用主
メモリ３３に読み出し、これをディジタルフィルタ６Ａ
の遅れ要素の初期値とするものである。これにより、図
５の過渡応答特性に示すように、図１０に比較して過渡
応答領域が短くなり、つまり収束性がよく、比較的少な
い送受信回数で所望のフィルタ特性を得ることができる
。 ［００１９］このように、本実施例ではディジタルフィ
ルタに遅れ要素用補助メモリを付加し、超音波の走査線
位置が変移した時のディジタルフィルタの遅れ要素の初
期値として、過去の同一走査線位置、同−Ｒ波経過時間
における遅れ要素の最終値を代入することにより、ディ
ジタルフィルタの過渡応答時の遮断特性を向上させるこ
とが可能になる。 ［００２０１ 【発明の効果］以上述べたように本発明によれば、各走
査線での送受信のタイミングを被検体の心電信号の周期
の整数倍又は整数分の１に同期させる手段と、ディジタ
ルフィルタの遅れ要素の初期値を前回の走査の同一走査
線上の遅れ要素の最終値とする手段とを備えたことによ
り、同一走査線上における超音波の送受信回数を増加さ
せずにディジタルフィルタの過渡応答時間を少なくする
と共に、腹部などのように血流速度と器壁運動速度とが
接近している場合でも、両者を明確に分離選択してノイ
ズの少ない血流画像を得ることができる。
【図１】本発明の一実施例を示す血流映像超音波診断装
置の機能ブロック図である。
置の機能ブロック図である。
【図２】心電信号波形の説明図である。
【図３】本発明の一実施例におけるディジタルフィルタ
の機能ブロック図である。
の機能ブロック図である。
【図４】本発明の一実施例における遅れ要素用補助メモ
リの２次元アドレスマツプの説明図である。
リの２次元アドレスマツプの説明図である。
【図５】本発明の一実施例におけるディジタルフィルタ
の遮断周波数領域における過渡応答特性図である。
の遮断周波数領域における過渡応答特性図である。
【図６】従来の超音波診断装置の機能ブロック図である
。
。
【図７】血流映像用走査線の説明図である。
【図８】血流映像用走査線の１走査線あたりの送受回数
及び−送受あたりの超音波探触子の励振回数の説明図で
ある。
及び−送受あたりの超音波探触子の励振回数の説明図で
ある。
【図９】従来の超音波診断装置におけるディジタルフィ
ルタの機能ブロック図である。
ルタの機能ブロック図である。
【図１０】従来のディジタルフィルタの遮断周波数領域
における過渡応答特性図である。 、
における過渡応答特性図である。 、
６Ａ ディジタルフィルタ
６Ｂ ディジタルフィルタ
３０ 加算器
３１ 加算器
３２ 係数器
３３ 遅れ要素用主メモリ
３４Ａ 遅れ要素用補助メモリ
３４Ｂ 遅れ要素用補助メモリ
【図７】
Claims (1)
- 【請求項１】被検体内に対し同一走査線上で超音波を複
数回送受し、被検体からの超音波の反射波成分に基づい
て被検体の血流分布を示すドプラー断層画像を形成し、
この断層画像をモニターに表示する超音波診断装置であ
って、器壁運動によるドプラー信号を除去し、かつ血流
によるドプラー信号のみを抽出するディジタルフィルタ
を備えてなる超音波診断装置において、被検体内の心電
信号を得る心電信号検出手段と、同一走査線上での第１
回目の送受信号の間隔を心電信号の周期の整数倍又は整
数分の１とする手段と、前記ディジタルフィルタ内の遅
れ要素用主メモリに付加され、かつ超音波の走査線位置
及び心電信号の特定位置からの経過時間によりアドレス
マッピングされると共に、１走査の終了時には、遅れ要
素用主メモリの値が該当するアドレスに記憶され、１走
査開始時には、その走査線位置及び前記経過時間に対応
するアドレスの値が遅れ要素用主メモリに読み出される
遅れ要素用補助メモリ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 |
|---|---|---|---|
| JP40632690A JPH04210052A (ja) | 1990-12-06 | 1990-12-06 | 超音波診断装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP40632690A JPH04210052A (ja) | 1990-12-06 | 1990-12-06 | 超音波診断装置 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH04210052A true JPH04210052A (ja) | 1992-07-31 |
Family
ID=18515935
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP40632690A Withdrawn JPH04210052A (ja) | 1990-12-06 | 1990-12-06 | 超音波診断装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH04210052A (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2009142396A (ja) * | 2007-12-12 | 2009-07-02 | Toshiba Corp | 超音波診断装置、及びその制御方法 |
-
1990
- 1990-12-06 JP JP40632690A patent/JPH04210052A/ja not_active Withdrawn
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2009142396A (ja) * | 2007-12-12 | 2009-07-02 | Toshiba Corp | 超音波診断装置、及びその制御方法 |
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Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| A300 | Application deemed to be withdrawn because no request for examination was validly filed |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A300 Effective date: 19980312 |