JPH04256740A - 超音波ドップラー流動測定装置及び超音波診断装置 - Google Patents
超音波ドップラー流動測定装置及び超音波診断装置Info
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- JPH04256740A JPH04256740A JP3264734A JP26473491A JPH04256740A JP H04256740 A JPH04256740 A JP H04256740A JP 3264734 A JP3264734 A JP 3264734A JP 26473491 A JP26473491 A JP 26473491A JP H04256740 A JPH04256740 A JP H04256740A
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-
- 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
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- G01F—MEASURING VOLUME, VOLUME FLOW, MASS FLOW OR LIQUID LEVEL; METERING BY VOLUME
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- G01F1/66—Measuring the volume flow or mass flow of fluid or fluent solid material wherein the fluid passes through a meter in a continuous flow by measuring frequency, phase shift or propagation time of electromagnetic or other waves, e.g. using ultrasonic flowmeters
- G01F1/663—Measuring the volume flow or mass flow of fluid or fluent solid material wherein the fluid passes through a meter in a continuous flow by measuring frequency, phase shift or propagation time of electromagnetic or other waves, e.g. using ultrasonic flowmeters by measuring Doppler frequency shift
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- G—PHYSICS
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- G01P5/241—Measuring speed of fluids, e.g. of air stream; Measuring speed of bodies relative to fluids, e.g. of ship, of aircraft by measuring the direct influence of the streaming fluid on the properties of a detecting acoustical wave by using reflection of acoustical waves, i.e. Doppler-effect
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-
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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
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、ドップラの質問により
流体の流れを測定する超音波診断システムに係り、特に
、そのようなシステムによる組織運動の識別に関する。
流体の流れを測定する超音波診断システムに係り、特に
、そのようなシステムによる組織運動の識別に関する。
【０００２】
【従来の技術】ドップラの質問により流体の流れを測定
する超音波診断システムは、体内での血液やその他の流
体の流れに関する医学的な患者データの取得のために広
く用いられている。ドップラの測定が一般に取り入れら
れている具体例の一つとして、心臓のような身体の一領
域が超音波によって繰り返し質問され、その反射波の信
号が、心臓内での血液の流速を決定するするために、或
る基準値と比較される。この質問は、質問された領域の
全体にわたって流速を決定するように、心臓の２次元的
な扇形領域に対して行われる。その結果の流速値は、測
定位置の関数としてのカラー画像フォーマットで表示さ
れ、種々の速度や方向を有する血流が種々の陰影や色の
強さで示される。そしてそのようなシステムは、超音波
カラー流動画像システムとして知られているシステムが
市場では入手可能である。
する超音波診断システムは、体内での血液やその他の流
体の流れに関する医学的な患者データの取得のために広
く用いられている。ドップラの測定が一般に取り入れら
れている具体例の一つとして、心臓のような身体の一領
域が超音波によって繰り返し質問され、その反射波の信
号が、心臓内での血液の流速を決定するするために、或
る基準値と比較される。この質問は、質問された領域の
全体にわたって流速を決定するように、心臓の２次元的
な扇形領域に対して行われる。その結果の流速値は、測
定位置の関数としてのカラー画像フォーマットで表示さ
れ、種々の速度や方向を有する血流が種々の陰影や色の
強さで示される。そしてそのようなシステムは、超音波
カラー流動画像システムとして知られているシステムが
市場では入手可能である。
【０００３】
【発明の開示】そのようなドップラのシステムは、速度
を、質問されている流体と、超音波を発振してその反射
波信号を検知するスキャンヘッドとの間の相対移動に換
算して測定することにより作動する。しかしながら、ド
ップラの情報信号は、流体によってのみ反射されるので
はなく、体内の組織構造によっても反射される。これら
後者の信号成分は、流体の移動だけが質問されるシステ
ムにおいては好ましくない成分である。しかし、従来技
術のシステムは、スキャンヘッドが静止状態に保持され
、且つ質問されている領域内において移動している物質
が測定される流体だけである場合には、良好に作用する
。これは、静止状態の組織から反射してくる信号成分を
除去する技術がよく知られており、そしてその技術が一
般的に具体化されているからである。そしてその具体例
の一つには、クラッタ除去フィルタとして知られている
ものがある。しかしながら、質問された全領域からは速
度のコード化された反射波が戻ってくるので、スキャン
ヘッドがたとえ瞬間的であっても使用者によって動かさ
れると、体内の総ての組織とスキャンヘッドとの間の相
対移動が生じることになる。さらには、たとえスキャン
ヘッドが静止状態で保持されていても、心臓の鼓動や呼
吸によって生じる組織の運動は、速度がコード化された
反射波を戻すことになる。これらの好ましくない速度信
号は、周知のクラッタ除去フィルタの使用によってでも
、ドップラのシステムで検知することができる。したが
って、そのカラー流動画像から、上述のような移動によ
って生じるこれらの成分を除去することは、非常に好ま
しいことである。
を、質問されている流体と、超音波を発振してその反射
波信号を検知するスキャンヘッドとの間の相対移動に換
算して測定することにより作動する。しかしながら、ド
ップラの情報信号は、流体によってのみ反射されるので
はなく、体内の組織構造によっても反射される。これら
後者の信号成分は、流体の移動だけが質問されるシステ
ムにおいては好ましくない成分である。しかし、従来技
術のシステムは、スキャンヘッドが静止状態に保持され
、且つ質問されている領域内において移動している物質
が測定される流体だけである場合には、良好に作用する
。これは、静止状態の組織から反射してくる信号成分を
除去する技術がよく知られており、そしてその技術が一
般的に具体化されているからである。そしてその具体例
の一つには、クラッタ除去フィルタとして知られている
ものがある。しかしながら、質問された全領域からは速
度のコード化された反射波が戻ってくるので、スキャン
ヘッドがたとえ瞬間的であっても使用者によって動かさ
れると、体内の総ての組織とスキャンヘッドとの間の相
対移動が生じることになる。さらには、たとえスキャン
ヘッドが静止状態で保持されていても、心臓の鼓動や呼
吸によって生じる組織の運動は、速度がコード化された
反射波を戻すことになる。これらの好ましくない速度信
号は、周知のクラッタ除去フィルタの使用によってでも
、ドップラのシステムで検知することができる。したが
って、そのカラー流動画像から、上述のような移動によ
って生じるこれらの成分を除去することは、非常に好ま
しいことである。
【０００４】移動により生じるこれらの影響を除去する
ための上述の試みは、カラー画像中に現れるそれらの現
象に対して主眼が注がれている。そして、それらの現象
は、ドップラの流速データの場またはフレームに対する
即時応答の結果として表示されるものである。すなわち
、これらの試みは、画像の後処理技術を採用するもので
あり、その後処理技術は、次々と画像に生じるそのよう
な現象の発生に期待する技術であって、そのようなフレ
ームからフレームにわたる分析的な技術は、そうした現
象による影響を除去しようと試みられている。そのよう
な技術では、本質的には、超音波システムが、ドップラ
の速度決定および２次元的画像フォーマッティングによ
ってドップラの情報を処理することができる。したがっ
て、処理ネットワークの殆どのシステムデータによる所
望のドップラの速度情報と共に、組織の運動による好ま
しくない情報も処理されてしまう。そのような組織の運
動による影響は、システムにおいてドップラの流速値を
決定する前に除去するのが好ましい。
ための上述の試みは、カラー画像中に現れるそれらの現
象に対して主眼が注がれている。そして、それらの現象
は、ドップラの流速データの場またはフレームに対する
即時応答の結果として表示されるものである。すなわち
、これらの試みは、画像の後処理技術を採用するもので
あり、その後処理技術は、次々と画像に生じるそのよう
な現象の発生に期待する技術であって、そのようなフレ
ームからフレームにわたる分析的な技術は、そうした現
象による影響を除去しようと試みられている。そのよう
な技術では、本質的には、超音波システムが、ドップラ
の速度決定および２次元的画像フォーマッティングによ
ってドップラの情報を処理することができる。したがっ
て、処理ネットワークの殆どのシステムデータによる所
望のドップラの速度情報と共に、組織の運動による好ま
しくない情報も処理されてしまう。そのような組織の運
動による影響は、システムにおいてドップラの流速値を
決定する前に除去するのが好ましい。
【０００５】本発明の原理によれば、超音波によるドッ
プラの流動測定システムが採用されるが、そのシステム
は、検知された速度値の画像フォーマッティングを行う
前に、また好ましい具体例においてはドップラの速度値
を決定する前に、組織の運動による影響を識別する。本
発明の一実施例は、組織運動によってもたらされる信号
成分に関する最初の識別による画像フォーマッティング
が行われる前に、ドップラのデータに対して作用する。 そしてその識別された成分は、ドップラのスペクトルか
ら除去され、そして、その結果として得られたデータが
、流速情報および画像フォーマッティングの決定のため
に処理される。第１実施例では、識別されているデータ
は、流速を得るために質問されている一つの箇所に関す
るドップラのデータである。そして、好ましい実施例に
おいて識別されているそのデータは、位置的に関連づけ
られた複数の質問される箇所に関するデータである。 本発明の具体的に構成された例では、ドップラの速度評
価を行う必要はなくなり、また、組織の運動による影響
が出ているドップラのデータを画像処理する必要もなく
なる。
プラの流動測定システムが採用されるが、そのシステム
は、検知された速度値の画像フォーマッティングを行う
前に、また好ましい具体例においてはドップラの速度値
を決定する前に、組織の運動による影響を識別する。本
発明の一実施例は、組織運動によってもたらされる信号
成分に関する最初の識別による画像フォーマッティング
が行われる前に、ドップラのデータに対して作用する。 そしてその識別された成分は、ドップラのスペクトルか
ら除去され、そして、その結果として得られたデータが
、流速情報および画像フォーマッティングの決定のため
に処理される。第１実施例では、識別されているデータ
は、流速を得るために質問されている一つの箇所に関す
るドップラのデータである。そして、好ましい実施例に
おいて識別されているそのデータは、位置的に関連づけ
られた複数の質問される箇所に関するデータである。 本発明の具体的に構成された例では、ドップラの速度評
価を行う必要はなくなり、また、組織の運動による影響
が出ているドップラのデータを画像処理する必要もなく
なる。
【０００６】
【実施例】以下に本発明の一実施例に係る超音波による
ドップラの流動測定システムについて、図１から図１０
を参照して説明する。まず図１を参照して、本発明の原
理に従って構成され、且つ患者の体内における流体の流
速を測定する超音波診断システムは、ブロック線図に示
されている。一つ乃至それ以上の振動子を有するスキャ
ンヘッド１０は、患者の体内へ超音波を発射し、体内の
組織や流動物質によって反射された超音波の反射波を受
ける。その反射波は、トランスデューサによって電気的
信号に変換され、そしてその信号はアナログ／デジタル
変換器１２によってデジタル化される。そのような複数
のデジタル信号のサンプルは、デジタル復調器１６に入
力されるコヒーレントな超音波情報信号に形成するため
、ビーム形成装置１４内で合成される。超音波情報信号
に含まれた流体の流速情報は、基準信号に対する反射波
信号の位相ずれとして反射される。したがって復調プロ
セスは、超音波情報信号を中間周波数域への移行させる
ことと、位相情報を二つの成分へ分解することを含んで
いる。この二つの成分は、同相分（Ｉ成分）と直角分（
Ｑ成分）とである。デジタル復調器１６の出力は、この
ように、同相および直角相に対応する情報信号のストリ
ームであり、この対応情報信号は、患者の体内の流体お
よび組織の速度に関する情報を含んでいる。
ドップラの流動測定システムについて、図１から図１０
を参照して説明する。まず図１を参照して、本発明の原
理に従って構成され、且つ患者の体内における流体の流
速を測定する超音波診断システムは、ブロック線図に示
されている。一つ乃至それ以上の振動子を有するスキャ
ンヘッド１０は、患者の体内へ超音波を発射し、体内の
組織や流動物質によって反射された超音波の反射波を受
ける。その反射波は、トランスデューサによって電気的
信号に変換され、そしてその信号はアナログ／デジタル
変換器１２によってデジタル化される。そのような複数
のデジタル信号のサンプルは、デジタル復調器１６に入
力されるコヒーレントな超音波情報信号に形成するため
、ビーム形成装置１４内で合成される。超音波情報信号
に含まれた流体の流速情報は、基準信号に対する反射波
信号の位相ずれとして反射される。したがって復調プロ
セスは、超音波情報信号を中間周波数域への移行させる
ことと、位相情報を二つの成分へ分解することを含んで
いる。この二つの成分は、同相分（Ｉ成分）と直角分（
Ｑ成分）とである。デジタル復調器１６の出力は、この
ように、同相および直角相に対応する情報信号のストリ
ームであり、この対応情報信号は、患者の体内の流体お
よび組織の速度に関する情報を含んでいる。
【０００７】本発明の原理によれば、位相情報信号は、
組織成分除去装置１８に入力される。組織成分除去装置
は、スキャンヘッド１０に対する組織の相対的な移動を
表す信号成分を識別することによって信号を処理し、こ
れらの成分をドップラのスペクトルから除去する。組織
運動の影響が取り除かれたＩ成分およびＱ成分の速度情
報信号は、組織成分除去装置の出力で発生する。
組織成分除去装置１８に入力される。組織成分除去装置
は、スキャンヘッド１０に対する組織の相対的な移動を
表す信号成分を識別することによって信号を処理し、こ
れらの成分をドップラのスペクトルから除去する。組織
運動の影響が取り除かれたＩ成分およびＱ成分の速度情
報信号は、組織成分除去装置の出力で発生する。
【０００８】組織信号成分が取り除かれたＩ成分および
Ｑ成分の情報信号は、スペクトル評価装置２０に入力さ
れる。このスペクトル評価装置は、ドップラの信号内容
によって表されたものとして、流速を決定する。スペク
トル評価装置によって発生されたその速度情報信号は、
スキャン変換器２２へ入力される。このスキャン変換器
では、好ましくは、速度情報が色および強度に変換され
、且つ測定がなされる体の走査領域内の位置の関数とし
て位置的に格納される。このように、スキャン変換器２
２は、画像フォーマット内で流速をカラーの流動画像に
適するようにアレンジする。そしてその画像は、画像表
示装置２４に表示される。使用者に対して流速を表示す
るための、例えば数値的表示や線図的表示のような他の
画像フォーマットもまた採用可能である。
Ｑ成分の情報信号は、スペクトル評価装置２０に入力さ
れる。このスペクトル評価装置は、ドップラの信号内容
によって表されたものとして、流速を決定する。スペク
トル評価装置によって発生されたその速度情報信号は、
スキャン変換器２２へ入力される。このスキャン変換器
では、好ましくは、速度情報が色および強度に変換され
、且つ測定がなされる体の走査領域内の位置の関数とし
て位置的に格納される。このように、スキャン変換器２
２は、画像フォーマット内で流速をカラーの流動画像に
適するようにアレンジする。そしてその画像は、画像表
示装置２４に表示される。使用者に対して流速を表示す
るための、例えば数値的表示や線図的表示のような他の
画像フォーマットもまた採用可能である。
【０００９】図２には、カラーの流動画像を形成するた
めにドップラのデータが得られる手法が描かれている。 スキャンヘッド１０は、患者の体の走査領域２６を覆う
複数のベクトルの方向へ、超音波パルスを連続的に発射
する。これらベクトルの方向のうちの一つは、図２にお
いて矢印Ｖｎで示されている。反射波は、方向Ｖｎに沿
う組織および流体から戻ってくるので、信号サンプルは
、ベクトルに沿う連続的な位置から戻ってくる反射波か
ら取られる。これらの位置は、ここでは領域セルとして
規定する。これら領域セルのうち幾つかは、図２におい
てＣ１，Ｃ２，Ｃ３，・・・Ｃｎと名付けられる。信号
サンプルは、ビーム形成装置１４によって処理され、デ
ジタル復調器１６によってＩおよびＱの直角信号サンプ
ルに変換される。
めにドップラのデータが得られる手法が描かれている。 スキャンヘッド１０は、患者の体の走査領域２６を覆う
複数のベクトルの方向へ、超音波パルスを連続的に発射
する。これらベクトルの方向のうちの一つは、図２にお
いて矢印Ｖｎで示されている。反射波は、方向Ｖｎに沿
う組織および流体から戻ってくるので、信号サンプルは
、ベクトルに沿う連続的な位置から戻ってくる反射波か
ら取られる。これらの位置は、ここでは領域セルとして
規定する。これら領域セルのうち幾つかは、図２におい
てＣ１，Ｃ２，Ｃ３，・・・Ｃｎと名付けられる。信号
サンプルは、ビーム形成装置１４によって処理され、デ
ジタル復調器１６によってＩおよびＱの直角信号サンプ
ルに変換される。
【００１０】このパルス変換のシーケンスおよび反射波
の受け取りは、ベクトルの方向Ｖｎに沿って何回も繰り
返される。これらシーケンスの四つの発射パルスは、図
３においてＰ１，Ｐ２，Ｐ３およびＰ４と名付けられる
。これら発射パルスの反射波に応答して取られたＩ，Ｑ
の反射波サンプルは、図３の各パルスの下に示されてい
る。 図３において、Ｉ，Ｑのサンプルの各横の行は、ある特
定の領域セルの位置Ｃ１・・・Ｃｎについて、且つ経時
的に異なった位置で取られた信号サンプルを表している
。 図３に示された形のデータのうちの一つのアレイは、信
号から組織運動の影響を取り除くように、組織成分除去
装置１８によって演算されている。
の受け取りは、ベクトルの方向Ｖｎに沿って何回も繰り
返される。これらシーケンスの四つの発射パルスは、図
３においてＰ１，Ｐ２，Ｐ３およびＰ４と名付けられる
。これら発射パルスの反射波に応答して取られたＩ，Ｑ
の反射波サンプルは、図３の各パルスの下に示されてい
る。 図３において、Ｉ，Ｑのサンプルの各横の行は、ある特
定の領域セルの位置Ｃ１・・・Ｃｎについて、且つ経時
的に異なった位置で取られた信号サンプルを表している
。 図３に示された形のデータのうちの一つのアレイは、信
号から組織運動の影響を取り除くように、組織成分除去
装置１８によって演算されている。
【００１１】Ｉ，Ｑの信号サンプルによるドップラの速
度情報の内容は、図４（ａ）に示されるような代表的な
ドップラのスペクトルを参照することによって理解する
こともできる。このスペクトルは、引き続き説明される
ように、−ＰＲＦ／２と＋ＰＲＦ／２との両終点を越え
て連続的なものではあるが、図示するように、これら−
ＰＲＦ／２と＋ＰＲＦ／２との両終点で区切られる。こ
の終点−ＰＲＦ／２と＋ＰＲＦ／２は、サンプリング周
波数が図３におけるＰ１，Ｐ２，Ｐ３等のパルスのパル
ス繰り返し周波数であるので、ある特定の領域セルにお
ける信号サンプリング周波数のナイキスト限界となる。 スペクトルの中央では、組織および流体のドップラの周
波数は静止して直流もしくは０になる。Ｉ，Ｑのサンプ
リングに含まれているドップラの位相情報は、その領域
セルにおける物質の速度および方向に依存しながら、０
から限界値に向かって正の向き（＋φ）または負の向き
（−φ）に増大する。
度情報の内容は、図４（ａ）に示されるような代表的な
ドップラのスペクトルを参照することによって理解する
こともできる。このスペクトルは、引き続き説明される
ように、−ＰＲＦ／２と＋ＰＲＦ／２との両終点を越え
て連続的なものではあるが、図示するように、これら−
ＰＲＦ／２と＋ＰＲＦ／２との両終点で区切られる。こ
の終点−ＰＲＦ／２と＋ＰＲＦ／２は、サンプリング周
波数が図３におけるＰ１，Ｐ２，Ｐ３等のパルスのパル
ス繰り返し周波数であるので、ある特定の領域セルにお
ける信号サンプリング周波数のナイキスト限界となる。 スペクトルの中央では、組織および流体のドップラの周
波数は静止して直流もしくは０になる。Ｉ，Ｑのサンプ
リングに含まれているドップラの位相情報は、その領域
セルにおける物質の速度および方向に依存しながら、０
から限界値に向かって正の向き（＋φ）または負の向き
（−φ）に増大する。
【００１２】図４（ａ）の波形は、二つのピークを含ん
でいるように見え、その高いほうのピークが３０で、低
いほうが３２である。高いほうのピーク３０は、組織に
よって返された反射波情報から得られ、低いほうのピー
ク３２は、例えば血液のような流体によって返された反
射波情報から得られる。ピーク３０は、ピーク３２より
も６０〜８０ｄＢ高く、これは、組織が血液よりもはる
かに強い超音波反射体であるためである。図４（ａ）に
おいて、ピーク３０は０点に位置しており、ある状態は
、反射している組織が実質的に静止しているときに存在
する。すなわち、その組織からの運動成分が実質的には
得られないときである。ピーク３０のスペクトル成分の
除去は、ハイパスフィルタにより規定される排除帯のス
カート部が、０点を中心として対称に変位しているので
、図４（ａ）の波形の信号の高域通過フィルタリングに
よって達成され、その周波数は置き換えられる。なお、
その周波数に関するピーク３０の信号成分は、実質的に
静止している組織から得られる。この周知技術は、ドッ
プラの流動の信号内容に対する動作に先行して、静止し
た構造によって返された信号を先に除去しなければなら
ないという必要性を、従来のカラー流動システムが有し
ているように、現在、既に実用段階にある。実質的に静
止した組織構造から得られる信号成分は、ここで用いて
いる『組織の運動成分』という用語の定義には含まれて
いない。
でいるように見え、その高いほうのピークが３０で、低
いほうが３２である。高いほうのピーク３０は、組織に
よって返された反射波情報から得られ、低いほうのピー
ク３２は、例えば血液のような流体によって返された反
射波情報から得られる。ピーク３０は、ピーク３２より
も６０〜８０ｄＢ高く、これは、組織が血液よりもはる
かに強い超音波反射体であるためである。図４（ａ）に
おいて、ピーク３０は０点に位置しており、ある状態は
、反射している組織が実質的に静止しているときに存在
する。すなわち、その組織からの運動成分が実質的には
得られないときである。ピーク３０のスペクトル成分の
除去は、ハイパスフィルタにより規定される排除帯のス
カート部が、０点を中心として対称に変位しているので
、図４（ａ）の波形の信号の高域通過フィルタリングに
よって達成され、その周波数は置き換えられる。なお、
その周波数に関するピーク３０の信号成分は、実質的に
静止している組織から得られる。この周知技術は、ドッ
プラの流動の信号内容に対する動作に先行して、静止し
た構造によって返された信号を先に除去しなければなら
ないという必要性を、従来のカラー流動システムが有し
ているように、現在、既に実用段階にある。実質的に静
止した組織構造から得られる信号成分は、ここで用いて
いる『組織の運動成分』という用語の定義には含まれて
いない。
【００１３】本発明によって解決される問題は、図４（
ｂ）にスペクトル的に表されている。この図では、運動
している組織がピーク３０’を有する信号成分を発生し
ている。図４（ｂ）は、組織の運動が原因でピーク３０
’が０点から変位している点が図４（ａ）と異なってい
る。この例では、血液の速度ピーク３２は、ピーク３０
’の変位と大略同じ大きさで０基準点の反対側に変位し
ている。このピーク３０’を含んだ信号成分を除去する
ための、切欠または高域通過フィルタリングによるよう
な試みは、フィルタのスペクトル的に対称な効果のため
に、血液の速度ピーク３２を含んだ信号成分までも同様
に除去してしまう。要するに、組織成分が血液の流動成
分よりも０に近いという仮定を前提とするプロセスは、
この状況での組織運動の処理に関しては非効果的なので
ある。
ｂ）にスペクトル的に表されている。この図では、運動
している組織がピーク３０’を有する信号成分を発生し
ている。図４（ｂ）は、組織の運動が原因でピーク３０
’が０点から変位している点が図４（ａ）と異なってい
る。この例では、血液の速度ピーク３２は、ピーク３０
’の変位と大略同じ大きさで０基準点の反対側に変位し
ている。このピーク３０’を含んだ信号成分を除去する
ための、切欠または高域通過フィルタリングによるよう
な試みは、フィルタのスペクトル的に対称な効果のため
に、血液の速度ピーク３２を含んだ信号成分までも同様
に除去してしまう。要するに、組織成分が血液の流動成
分よりも０に近いという仮定を前提とするプロセスは、
この状況での組織運動の処理に関しては非効果的なので
ある。
【００１４】本発明の原理に従ってこの問題を克服する
ための技術は、図５（ａ）〜（ｄ）のスペクトルによっ
て示されている。この技術の第１ステップでは、組織の
運動成分３０’の周波数位置ωｔが図５（ａ）で決定さ
れる。組織成分の位置が一旦決定されると、ドップラの
スペクトル全体の信号は、図５（ｂ）に示すように、組
織の運動成分が０点に位置するように、組織成分の周波
数偏移によって変調される。スペクトルは正負のナイキ
スト限界を越えて連続しているので、信号成分のスペク
トル的移動は、スペクトル的内容の部分の『循環』をも
たらす。図示の例では、図５（ａ）の血液流動成分３２
は、その血液流動成分が変調後に図５（ｂ）のスペクト
ルの左側に現れるように、＋ＰＲＦ／２と−ＰＲＦ／２
との間を循環する。
ための技術は、図５（ａ）〜（ｄ）のスペクトルによっ
て示されている。この技術の第１ステップでは、組織の
運動成分３０’の周波数位置ωｔが図５（ａ）で決定さ
れる。組織成分の位置が一旦決定されると、ドップラの
スペクトル全体の信号は、図５（ｂ）に示すように、組
織の運動成分が０点に位置するように、組織成分の周波
数偏移によって変調される。スペクトルは正負のナイキ
スト限界を越えて連続しているので、信号成分のスペク
トル的移動は、スペクトル的内容の部分の『循環』をも
たらす。図示の例では、図５（ａ）の血液流動成分３２
は、その血液流動成分が変調後に図５（ｂ）のスペクト
ルの左側に現れるように、＋ＰＲＦ／２と−ＰＲＦ／２
との間を循環する。
【００１５】いま、組織運動成分３０’は０点に関して
中央に位置させられ、スペクトルデータは、組織成分を
取り除くためにハイパスフィルタにかけられる。ハイパ
スフィルタのスカート３４，３４’は図５（ｃ）に示さ
れており、破線で示されたスカートの間のスペクトル内
容は、効果的にスペクトルから切り出される。
中央に位置させられ、スペクトルデータは、組織成分を
取り除くためにハイパスフィルタにかけられる。ハイパ
スフィルタのスカート３４，３４’は図５（ｃ）に示さ
れており、破線で示されたスカートの間のスペクトル内
容は、効果的にスペクトルから切り出される。
【００１６】こうして組織の運動成分は除去され、スペ
クトルデータは、血液の流動成分をその元のスペクトル
位置へ戻すために再変調される。これは、上述の図５（
ｂ）で用いたのと同一の偏移ωｔによって、且つ逆方向
に信号を再変調することによって達成される。この例で
は、元の変調が偏移＋ωｔで行われ、再変調が−ωｔで
行われる。この再変調による結果のスペクトルは、図５
（ｄ）に示されている。こうして組織成分は流速データ
から取り除かれ、その信号情報は、組織運動の影響を受
けずに検知された血液の流動を決定すべく演算できるよ
うになっている。
クトルデータは、血液の流動成分をその元のスペクトル
位置へ戻すために再変調される。これは、上述の図５（
ｂ）で用いたのと同一の偏移ωｔによって、且つ逆方向
に信号を再変調することによって達成される。この例で
は、元の変調が偏移＋ωｔで行われ、再変調が−ωｔで
行われる。この再変調による結果のスペクトルは、図５
（ｄ）に示されている。こうして組織成分は流速データ
から取り除かれ、その信号情報は、組織運動の影響を受
けずに検知された血液の流動を決定すべく演算できるよ
うになっている。
【００１７】組織運動の影響を取り除くための本発明の
技術を行うためのデジタル装置は、Ｉ，Ｑのデジタル信
号に対して以下のように演算するように構成されていて
もよい。幾つかの周知のデジタル技術は組織成分の位置
を識別するように用いられてており、そのうちの好まし
いものの一つは自己相関演算装置である。この自己相関
演算装置は、自身の複素共役について調べられた領域セ
ルについて、そのＩ，Ｑのサンプルに関するオフセット
配列を生成することにより演算する。例えば図３の領域
セルＣ１のＩ，Ｑデータを例にとると、そのオフセット
配列は次のように表される。
技術を行うためのデジタル装置は、Ｉ，Ｑのデジタル信
号に対して以下のように演算するように構成されていて
もよい。幾つかの周知のデジタル技術は組織成分の位置
を識別するように用いられてており、そのうちの好まし
いものの一つは自己相関演算装置である。この自己相関
演算装置は、自身の複素共役について調べられた領域セ
ルについて、そのＩ，Ｑのサンプルに関するオフセット
配列を生成することにより演算する。例えば図３の領域
セルＣ１のＩ，Ｑデータを例にとると、そのオフセット
配列は次のように表される。
【表１】
縦に配列されたサンプルは、互いに掛け算され、そして
その積が総計されて複素形式Ｉ’＋ｊＱ’の形にされる
。 この複素形式を用い、アークタンゼントをＱ’／Ｉ’を
用いて計算すれば、その結果は、ラジアンで表された組
織運動成分の周波数であり、その角度はωｔである。換
言すれば、この相関演算装置は、組織成分の平均速度、
ωｔを評価し、そしてこのプロセスは数学的には次のよ
うに表される。
その積が総計されて複素形式Ｉ’＋ｊＱ’の形にされる
。 この複素形式を用い、アークタンゼントをＱ’／Ｉ’を
用いて計算すれば、その結果は、ラジアンで表された組
織運動成分の周波数であり、その角度はωｔである。換
言すれば、この相関演算装置は、組織成分の平均速度、
ωｔを評価し、そしてこのプロセスは数学的には次のよ
うに表される。
【数１】
ここでＸｋ＝Ｉｋ＋ｊＱｋとする。ｎはサンプルの番号
であり、（＊）は複素共役を示す。図６は位相線図であ
り、この図では複素値Ｉ’＋ｊＱ’が示されている。そ
して図５（ａ）の例に関しては、組織成分周波数−ωｔ
が示されている。線図の横軸の左端は、＋ＰＲＦ／２お
よび−ＰＲＦ／２の両値に等しく、線状に連続したスペ
クトルにおける前述の終端限界である。Ｉ’＋ｊＱ’の
複素値の変調によって、図にしめされた矢印は、線図の
回りを時計方向または反時計方向に連続的に、そして限
界値＋ＰＲＦ／２および−ＰＲＦ／２をも通過して旋回
できる。 これは、図５（ｂ）を参照して上述したように、線状に
連続したスペクトルの一方端から他方端までのデータの
循環をもたらす数学的原理である。
であり、（＊）は複素共役を示す。図６は位相線図であ
り、この図では複素値Ｉ’＋ｊＱ’が示されている。そ
して図５（ａ）の例に関しては、組織成分周波数−ωｔ
が示されている。線図の横軸の左端は、＋ＰＲＦ／２お
よび−ＰＲＦ／２の両値に等しく、線状に連続したスペ
クトルにおける前述の終端限界である。Ｉ’＋ｊＱ’の
複素値の変調によって、図にしめされた矢印は、線図の
回りを時計方向または反時計方向に連続的に、そして限
界値＋ＰＲＦ／２および−ＰＲＦ／２をも通過して旋回
できる。 これは、図５（ｂ）を参照して上述したように、線状に
連続したスペクトルの一方端から他方端までのデータの
循環をもたらす数学的原理である。
【００１８】スペクトルデータは、サンプルされた複素
正弦による領域セル位置のＩ，Ｑデータを掛け合わせる
ことにより、組織の運動成分を０にするよう変調される
。これは、複素表示の ｃｏｓθ＋ｊｓｉｎθによるセ
ルのＩ，Ｑデータを掛け合わせることによってなされる
。ここでθは、上述の相関演算装置によって決定された
ωｔに等しい。こうしてデータは周波数が変換され、ハ
イパスデジタルフィルタによって処理され、そのうちの
好ましい一つが、図７に線図的に示された無限インパル
ス応答（ＩＩＲ）ハイパスフィルタである。実際の実行
においては、ＩおよびＱのデータサンプルは、この形の
初期化平行フィルタによって処理される。ＩＩＲフィル
タへの入力データは、ＩまたはＱのいずれかが入力ｘ（
ｎ）で印加され、フィルタに通されたデータは、出力ｙ
（ｎ）で得られる。図７において、ａおよびｂの項は掛
け算の係数を示しており、この係数によってデータ値は
、フィルタ応答特性の決定に際して掛け算される。Ｚ−
１は、単一の時間間隔移行遅れを示し、またドットで示
された結合点は、フィルタの二つの部分から到達するデ
ータが合計される点である。ハイパスフィルタにおける
カットオフの実特性は、用途依存であり、予想される運
動の影響の範囲が考慮される。
正弦による領域セル位置のＩ，Ｑデータを掛け合わせる
ことにより、組織の運動成分を０にするよう変調される
。これは、複素表示の ｃｏｓθ＋ｊｓｉｎθによるセ
ルのＩ，Ｑデータを掛け合わせることによってなされる
。ここでθは、上述の相関演算装置によって決定された
ωｔに等しい。こうしてデータは周波数が変換され、ハ
イパスデジタルフィルタによって処理され、そのうちの
好ましい一つが、図７に線図的に示された無限インパル
ス応答（ＩＩＲ）ハイパスフィルタである。実際の実行
においては、ＩおよびＱのデータサンプルは、この形の
初期化平行フィルタによって処理される。ＩＩＲフィル
タへの入力データは、ＩまたはＱのいずれかが入力ｘ（
ｎ）で印加され、フィルタに通されたデータは、出力ｙ
（ｎ）で得られる。図７において、ａおよびｂの項は掛
け算の係数を示しており、この係数によってデータ値は
、フィルタ応答特性の決定に際して掛け算される。Ｚ−
１は、単一の時間間隔移行遅れを示し、またドットで示
された結合点は、フィルタの二つの部分から到達するデ
ータが合計される点である。ハイパスフィルタにおける
カットオフの実特性は、用途依存であり、予想される運
動の影響の範囲が考慮される。
【００１９】ハイパスフィルタによるデータの組織運動
成分内容の除去に続いて、そのデータは、変調された同
じ方法で、且つ上述の複素正弦表示とは反対方向の周波
数を用いて再変調される。すなわち、＋ωｔは−ωｔに
適切に置き換えられ、あるいは変換される。したがって
、そのスペクトル信号の内容は、元の周波数域地点へ戻
るように移行させられるが、組織運動の影響は取り除か
れている。
成分内容の除去に続いて、そのデータは、変調された同
じ方法で、且つ上述の複素正弦表示とは反対方向の周波
数を用いて再変調される。すなわち、＋ωｔは−ωｔに
適切に置き換えられ、あるいは変換される。したがって
、そのスペクトル信号の内容は、元の周波数域地点へ戻
るように移行させられるが、組織運動の影響は取り除か
れている。
【００２０】受け取られたドップラの情報の精度は、不
規則散乱効果およびその他の因子による結果として、時
々変化し得ることが理解できる。そのような不正確さは
、特定の領域セルに対する組織運動成分の周波数位置の
決定において不正確さをもたらし得る。しかしながら、
本願の発明者は、さらに次のようなことを見出した。す
なわち、一つの領域セルからその隣の領域セルまでの組
織成分の周波数位置においては、平均では僅かな偏移し
かないのである。そして本発明では、組織成分の位置的
不正確さの問題を解決するために、この知見における利
点が採用されている。本発明の他の形態によれば、組織
の運動成分の識別は、幾つかの隣接する領域セルから得
られるＩ，Ｑデータに関する複素値Ｉ’＋ｊＱ’を最初
に決定することにより達成される。例えば、Ｉ’＋ｊＱ
’は図３における各領域セルＣ１〜Ｃ４にたいして決定
され得る。その複素値は、Ｉ’（ｓｕｍ）＋ｊＱ’（ｓ
ｕｍ）の和の形で蓄積され、この蓄積された複素値は、
一つもしくはそれ以上のセルＣ１〜Ｃ４に対してωｔを
決定するためのアークタンゼントの計算に用いられる。 この方法では、特定の領域セル位置におけるドップラの
信号の不正確さを解決するために、隣接する領域セル間
における組織成分位置の相関が利用される。
規則散乱効果およびその他の因子による結果として、時
々変化し得ることが理解できる。そのような不正確さは
、特定の領域セルに対する組織運動成分の周波数位置の
決定において不正確さをもたらし得る。しかしながら、
本願の発明者は、さらに次のようなことを見出した。す
なわち、一つの領域セルからその隣の領域セルまでの組
織成分の周波数位置においては、平均では僅かな偏移し
かないのである。そして本発明では、組織成分の位置的
不正確さの問題を解決するために、この知見における利
点が採用されている。本発明の他の形態によれば、組織
の運動成分の識別は、幾つかの隣接する領域セルから得
られるＩ，Ｑデータに関する複素値Ｉ’＋ｊＱ’を最初
に決定することにより達成される。例えば、Ｉ’＋ｊＱ
’は図３における各領域セルＣ１〜Ｃ４にたいして決定
され得る。その複素値は、Ｉ’（ｓｕｍ）＋ｊＱ’（ｓ
ｕｍ）の和の形で蓄積され、この蓄積された複素値は、
一つもしくはそれ以上のセルＣ１〜Ｃ４に対してωｔを
決定するためのアークタンゼントの計算に用いられる。 この方法では、特定の領域セル位置におけるドップラの
信号の不正確さを解決するために、隣接する領域セル間
における組織成分位置の相関が利用される。
【００２１】本発明の実施に際して生じる他の問題は、
組織成分のいかなる影響も受けていない、所望の流動情
報のみを含んた信号成分を受け取ることである。そのよ
うな情報の受け取りは、領域セルが、血液流のみが存在
している、例えば心臓の部屋の中央に位置するときに生
ずる。この状態は、図８にスペクトル的に表されている
。そのような場合には、本発明のシステムによる作用は
抑制されるのが好ましく、血液流動成分を、それがあた
かも組織成分であるかのごとく除去してしまうことがな
いようにするのが好ましい。本発明の更に他の形態によ
れば、本発明の技術を実施する前の閾値比較の適用にお
いて、組織運動成分と流体流動成分との間の特性（例え
ば、信号強度や帯域幅）における不一致が利用されてい
る。図８に示されているように、スペクトルの成分が閾
値を越えないときには、本発明のシステムは抑制され、
血液流動成分３２が不注意にスペクトルから除去される
ことはない。
組織成分のいかなる影響も受けていない、所望の流動情
報のみを含んた信号成分を受け取ることである。そのよ
うな情報の受け取りは、領域セルが、血液流のみが存在
している、例えば心臓の部屋の中央に位置するときに生
ずる。この状態は、図８にスペクトル的に表されている
。そのような場合には、本発明のシステムによる作用は
抑制されるのが好ましく、血液流動成分を、それがあた
かも組織成分であるかのごとく除去してしまうことがな
いようにするのが好ましい。本発明の更に他の形態によ
れば、本発明の技術を実施する前の閾値比較の適用にお
いて、組織運動成分と流体流動成分との間の特性（例え
ば、信号強度や帯域幅）における不一致が利用されてい
る。図８に示されているように、スペクトルの成分が閾
値を越えないときには、本発明のシステムは抑制され、
血液流動成分３２が不注意にスペクトルから除去される
ことはない。
【００２２】この閾値比較を実行するための好ましい技
術は、ドップラスペクトルの出力内容を測定することで
ある。このことは、ドップラ成分を含む曲線の下の面積
を有効に得るべく、受け取られたデータ値を積分するこ
とにより、デジタル的に達成される。図９において、こ
の面積は、スペクトル曲線の下の斜線部によって示され
ている。測定された面積の大きさは閾値と比較され、も
しその値が越えられない場合には、組織成分除去装置は
、いかなるスペクトル信号成分も除去しないように抑制
される。
術は、ドップラスペクトルの出力内容を測定することで
ある。このことは、ドップラ成分を含む曲線の下の面積
を有効に得るべく、受け取られたデータ値を積分するこ
とにより、デジタル的に達成される。図９において、こ
の面積は、スペクトル曲線の下の斜線部によって示され
ている。測定された面積の大きさは閾値と比較され、も
しその値が越えられない場合には、組織成分除去装置は
、いかなるスペクトル信号成分も除去しないように抑制
される。
【００２３】上述の総ての特徴を備えたデジタルの実施
例が、図１０にブロツク線図で示されている。この実施
例では、ωｔを決定するために、そしてスペクトル出力
を決定するために自己相関演算装置４０が用いられてい
る。スペクトルの出力値は比較器４４によって閾値と比
較され、その比較結果はスイッチ４２の開閉のために利
用される。そして周波数偏移ωｔが制御され、信号はこ
のωｔによって変調され且つ再変調される。比較の結果
が、運動している組織もしくは静止している組織のいず
れかから得られて、組織成分の存在を示した場合には、
スイッチ４２が閉じられ、スペクトルを移行させるため
に組織成分の周波数偏移ωｔが複素変調器４６に印加さ
れ、そして組織成分が除去された後にスペクトルを戻す
べく移行させるために、今度は複素変調器５０に印加さ
れる。複素変調器５０は、変調器４６が反転素子５２の
理由により受け取った変調値とは反対方向の変調値を受
け取る。この技術は、運動している組織の成分も静止し
ている組織の成分も、共に除去するのに有効であり、組
織運動成分についてはそれらの偏移に従って移行するし
、静止している組織の成分については０であることが検
知される。
例が、図１０にブロツク線図で示されている。この実施
例では、ωｔを決定するために、そしてスペクトル出力
を決定するために自己相関演算装置４０が用いられてい
る。スペクトルの出力値は比較器４４によって閾値と比
較され、その比較結果はスイッチ４２の開閉のために利
用される。そして周波数偏移ωｔが制御され、信号はこ
のωｔによって変調され且つ再変調される。比較の結果
が、運動している組織もしくは静止している組織のいず
れかから得られて、組織成分の存在を示した場合には、
スイッチ４２が閉じられ、スペクトルを移行させるため
に組織成分の周波数偏移ωｔが複素変調器４６に印加さ
れ、そして組織成分が除去された後にスペクトルを戻す
べく移行させるために、今度は複素変調器５０に印加さ
れる。複素変調器５０は、変調器４６が反転素子５２の
理由により受け取った変調値とは反対方向の変調値を受
け取る。この技術は、運動している組織の成分も静止し
ている組織の成分も、共に除去するのに有効であり、組
織運動成分についてはそれらの偏移に従って移行するし
、静止している組織の成分については０であることが検
知される。
【００２４】上述の比較の結果が、組織成分のないこと
を決定した場合には、例えば図８のスペクトルの場合、
スイッチ４２が開かれ、変調器４６および５０は効果的
に０の変調値を受け取っている。入力されているデータ
は偏移０によって移行される。すなわち、移行はなされ
ない。ハイパスフィルタ４８は、上述のデータを通して
０近辺の信号内容を除去する。ただし、これは、その効
果が速度０（非流動）の情報を取り除くだけなので、処
理の結果に対して逆の影響を与えることはない。変調器
５０はデータを０によって再変調し、影響のなかった非
０速度の流動情報３２は、さらに後の処理のための出力
で得られる。代表的なカラー流動情報では、０位置（非
流動）におけるデータは黒で表され、その表示は、図８
に示されたスペクトル位置からのデータの除去によって
は影響されない。
を決定した場合には、例えば図８のスペクトルの場合、
スイッチ４２が開かれ、変調器４６および５０は効果的
に０の変調値を受け取っている。入力されているデータ
は偏移０によって移行される。すなわち、移行はなされ
ない。ハイパスフィルタ４８は、上述のデータを通して
０近辺の信号内容を除去する。ただし、これは、その効
果が速度０（非流動）の情報を取り除くだけなので、処
理の結果に対して逆の影響を与えることはない。変調器
５０はデータを０によって再変調し、影響のなかった非
０速度の流動情報３２は、さらに後の処理のための出力
で得られる。代表的なカラー流動情報では、０位置（非
流動）におけるデータは黒で表され、その表示は、図８
に示されたスペクトル位置からのデータの除去によって
は影響されない。
【図１】 本発明の原理に従って構成された、超音波
によるドップラの流動測定システムを示すブロック線図
である。
によるドップラの流動測定システムを示すブロック線図
である。
【図２】 ドップラの流動情報を得るために質問され
ている領域を示す図である。
ている領域を示す図である。
【図３】 超音波ベクトルに沿うドップラの質問から
得られるデータ値の配列を示す図である。
得られるデータ値の配列を示す図である。
【図４】 組織の運動の信号成分を含む二つのドップ
ラのスペクトルを示す図である。
ラのスペクトルを示す図である。
【図５】 ドップラのスペクトルから、本発明の原理
に従って組織の運動の信号成分を除去するためのプロセ
スを示す図である。
に従って組織の運動の信号成分を除去するためのプロセ
スを示す図である。
【図６】 本発明の原理に従った、組織の運動の信号
成分の識別を示す位相線図である。
成分の識別を示す位相線図である。
【図７】 本発明の原理に従って組織の運動の信号成
分を除去するためのデジタルフィルタを示す図である。
分を除去するためのデジタルフィルタを示す図である。
【図８】 組織運動の信号成分の不在が識別されたド
ップラのスペクトルを示す図である。
ップラのスペクトルを示す図である。
【図９】 組織運動の信号成分の不在が識別されたド
ップラのスペクトルを示す図である。
ップラのスペクトルを示す図である。
【図１０】 本発明による組織運動信号成分の除去装
置を示すブロック線図である。
置を示すブロック線図である。
１０ スキャンヘッド
１２ アナログ／デジタル変換器 １４ ビーム形成装置
１６ デジタル復調器 １８ 組織成分除去装置
２０ スペクトル評価装置 ２２ スキャン変換器
２４ 画像表示装置 ２６ 走査領域
４０ 自己相関演算装置 ４２ スイッチ
４４ 比較器４６ 複素変調器 ４８ 無限インパルス応答ハイパスフィルタ５０
複素変調器
５２ 反転素子
１２ アナログ／デジタル変換器 １４ ビーム形成装置
１６ デジタル復調器 １８ 組織成分除去装置
２０ スペクトル評価装置 ２２ スキャン変換器
２４ 画像表示装置 ２６ 走査領域
４０ 自己相関演算装置 ４２ スイッチ
４４ 比較器４６ 複素変調器 ４８ 無限インパルス応答ハイパスフィルタ５０
複素変調器
５２ 反転素子
Claims (16)
- 【請求項１】 ドップラの情報信号を受け取る受け取
り手段と、該受け取り手段により受け取られたドップラ
の情報信号に応答してドップラの速度情報信号を展開す
る展開手段と、表示のために上記ドップラの速度情報信
号をフォーマッティングするフォーマッティング手段と
を有する超音波診断システムにて、表示されるべき情報
から組織運動の影響を除去する方法において、上記ドッ
プラの流体速度情報の表示のためのフォーマッティング
に先行して、組織運動の信号成分のドップラ情報を含ん
でいる信号を識別するステップ（ａ）と、上記識別され
た信号から、上記識別された組織運動信号成分を除去す
るステップ（ｂ）と、組織運動の影響が取り除かれた速
度情報信号を、上記フォーマッティング手段に供給する
ステップ（ｃ）とを有することを特徴とする、超音波に
よるドップラの流動測定方法。 - 【請求項２】 上記ステップ（ａ）は、組織運動信号
成分のドップラ周波数を決定するステップをさらに有す
る請求項１記載の方法。 - 【請求項３】 上記ステップ（ｂ）は、ドップラ情報
を含んでいる信号を、識別された組織運動信号成分のド
ップラ周波数における排除帯域を有するフィルタに通す
ステップをさらに有する請求項１記載の方法。 - 【請求項４】 上記ステップ（ｂ）は、上記識別され
た組織運動信号成分を所定のドップラ周波数帯域へ移行
させ、且つ上記所定のドップラ周波数帯域に対応する排
除帯域を有するフィルタに、ドップラ情報を含んでいる
上記信号を通すステップを有する請求項１記載の方法。 - 【請求項５】 上記速度情報に対応して入ってくる情
報により組織運動の影響が取り除かれた上記速度情報信
号を、イメージフィールド内にフォーマッティングする
ステップ（ｄ）をさらに有する請求項１記載の方法。 - 【請求項６】 上記ステップ（ｂ）に先行して、ドッ
プラ情報信号の強さを決定するステップ（ｅ）が行われ
、該ドップラ情報信号の強さが所定の基準を越えない場
合にステップ（ｂ）の作動を抑制する請求項１記載の方
法。 - 【請求項７】 上記ステップ（ｅ）は、ドップラスペ
クトルにおける信号の出力の測定を含み、測定された該
出力が所定の閾値レベルを越えない場合にステップ（ｂ
）の作動を抑制する請求項６記載の方法。 - 【請求項８】 上記ステップ（ａ）は、上記ドップラ
の流体速度情報の表示のためのフォーマッティングに先
行して、組織運動の信号成分のために空間的に関連して
いる複数の位置から取り出されたドップラ情報を含んで
いる信号を識別するステップを有する請求項１記載の方
法。 - 【請求項９】 組織の運動成分が信号内に混在してい
る恐れのある、流体運動のドップラ情報信号を受け取る
受け取り手段と、上記ドップラ情報信号内で上記組織の
運動成分の存在を識別する識別手段と、識別された上記
組織運動成分を取り除く除去手段と、流体速度情報を含
んでいる該フォーマットを供給するように、組織成分が
取り除かれた流体運動のドップラ情報信号を処理する処
理手段と、上記流体速度情報を表示する表示手段とを備
えたことを特徴とする、ドップラ情報信号を処理するた
めの超音波診断システム。 - 【請求項１０】 上記識別手段は、組織運動成分のド
ップラ周波数位置を特定する特定手段をさらに有する請
求項９記載の超音波診断システム。 - 【請求項１１】 上記除去手段は、組織運動成分に対
応する排除帯域を有してドップラ情報信号をフィルタリ
ングするフィルタリング手段を有する請求項９記載の超
音波診断システム。 - 【請求項１２】 上記除去手段は、識別された組織運
動成分を所定のドップラ周波数位置へ移行させる第１移
行手段と、該所定のドップラ周波数位置に対応する排除
帯域を有してドップラ情報信号をフィルタリングする手
段とを有する請求項９記載の超音波診断システム。 - 【請求項１３】 上記第１移行手段は、流体運動のド
ップラ情報信号のドップラ周波数位置を移行させる手段
であり、且つ、流体運動のドップラ情報信号を、該第１
移行手段の作動に先行して該流体運動のドップラ情報信
号によって表されたドップラ周波数位置へ移行させると
ころの、上記フィルタリングされたドップラ情報信号を
移行させる手段をさらに有する請求項１２記載の超音波
診断システム。 - 【請求項１４】 上記識別手段は、空間的に関連した
複数の位置から取り出されたドップラ情報信号の中に存
在する組織運動成分を識別する手段を有する請求項９記
載の超音波診断システム。 - 【請求項１５】 静止している組織もしくは運動して
いる組織の存在から生じる組織の信号成分が信号内に混
在している恐れのある、流体運動のドップラ情報信号を
受け取る受け取り手段と、上記ドップラ情報信号内で上
記組織の信号成分の存在を識別する手段であって、該手
段内においては、静止している組織の存在から生じる成
分は所定のドップラ周波数位置に位置付けられている、
識別手段と、上記所定のドップラ周波数位置に位置付ら
れていずに識別された組織信号成分を、該所定のドップ
ラ周波数位置へ移行させる移行手段と、上記所定のドッ
プラ周波数位置で信号成分を取り除く除去手段と、組織
成分が取り除かれた流体運動のドップラ情報信号を処理
する処理手段とを備えたことを特徴とする、ドップラ情
報信号を処理するための超音波診断システム。 - 【請求項１６】 上記識別手段に応答し、組織信号成
分の不在においては上記移行手段を抑制する抑制手段を
さらに有する請求項１５記載の超音波診断システム。
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Legal Events
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