JPH0531111A - 超音波ドプラ血流計 - Google Patents
超音波ドプラ血流計Info
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- JPH0531111A JPH0531111A JP19310691A JP19310691A JPH0531111A JP H0531111 A JPH0531111 A JP H0531111A JP 19310691 A JP19310691 A JP 19310691A JP 19310691 A JP19310691 A JP 19310691A JP H0531111 A JPH0531111 A JP H0531111A
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- signal
- filter
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- blood flow
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Abstract
(57)【要約】
【目的】 クラッタ信号である低周波信号の周波数分布
に応じて低周波信号を除去するフィルタの特性を自動的
に調整することができるようにした超音波ドプラ血流計
を提供する。 【構成】 ＭＴＩフィルタ５の入力信号と出力信号のパ
ワーをパワー演算部１０と１１により算出する。算出結
果を比較部１２で比較する。比較部１２の比較結果が目
標値発生部１３で設定したＭＴＩフィルタ５において除
去する低周波信号の目標値になるように、係数制御部１
４でＭＴＩフィルタ５の特性を調整する。
に応じて低周波信号を除去するフィルタの特性を自動的
に調整することができるようにした超音波ドプラ血流計
を提供する。 【構成】 ＭＴＩフィルタ５の入力信号と出力信号のパ
ワーをパワー演算部１０と１１により算出する。算出結
果を比較部１２で比較する。比較部１２の比較結果が目
標値発生部１３で設定したＭＴＩフィルタ５において除
去する低周波信号の目標値になるように、係数制御部１
４でＭＴＩフィルタ５の特性を調整する。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、医用分野において使用
し、超音波のドプラ現象を利用して生体内の血流を測定
し、画像表示を行う超音波ドプラ血流計に関するもので
ある。
し、超音波のドプラ現象を利用して生体内の血流を測定
し、画像表示を行う超音波ドプラ血流計に関するもので
ある。
【０００２】
【従来の技術】従来、超音波のドプラ現象を利用し、生
体中の血流分布を色に対応させ、白黒の２次元断層像と
重ね合わせて表示するようにした超音波ドプラ血流計が
知られている。以下、従来の超音波ドプラ血流計につい
て図面を参照しながら説明する。
体中の血流分布を色に対応させ、白黒の２次元断層像と
重ね合わせて表示するようにした超音波ドプラ血流計が
知られている。以下、従来の超音波ドプラ血流計につい
て図面を参照しながら説明する。
【０００３】図１０は従来の超音波ドプラ血流計を示す
ブロック図である。図１０において、１０１はプローブ
であり、電気パルス信号を超音波パルスに変換して生体
内に送信し、生体内からのエコー信号を受信して電気信
号に変換する。１０２はプローブ１０１に送出する電気
パルス信号を発生する送信部、１０３はプローブ１０１
で変換した電気信号を増幅する受信部、１０４は受信部
１０３から出力されるエコー信号を位相検波する位相検
波部、１０５は位相検波信号から不要なクラッタ成分を
除去するＭＴＩフィルタ、１０６はクラッタ成分除去後
の位相検波信号から反射体である血流の速度を算出する
速度演算部、１０７は受信部１０３からのエコー信号を
もとにＢモード信号を発生する包絡線検波部、１０８は
速度演算部１０６からの信号と、包絡線検波部１０７か
らのＢモード信号を混合してテレビ信号に変換するディ
ジタルスキャンコンバータ（Ｄ．Ｓ．Ｃ．）、１０９は
変換されたテレビ信号を映出するモニタである。
ブロック図である。図１０において、１０１はプローブ
であり、電気パルス信号を超音波パルスに変換して生体
内に送信し、生体内からのエコー信号を受信して電気信
号に変換する。１０２はプローブ１０１に送出する電気
パルス信号を発生する送信部、１０３はプローブ１０１
で変換した電気信号を増幅する受信部、１０４は受信部
１０３から出力されるエコー信号を位相検波する位相検
波部、１０５は位相検波信号から不要なクラッタ成分を
除去するＭＴＩフィルタ、１０６はクラッタ成分除去後
の位相検波信号から反射体である血流の速度を算出する
速度演算部、１０７は受信部１０３からのエコー信号を
もとにＢモード信号を発生する包絡線検波部、１０８は
速度演算部１０６からの信号と、包絡線検波部１０７か
らのＢモード信号を混合してテレビ信号に変換するディ
ジタルスキャンコンバータ（Ｄ．Ｓ．Ｃ．）、１０９は
変換されたテレビ信号を映出するモニタである。
【０００４】以上の構成において、以下、その動作につ
いて説明する。送信部１０２で発生した電気パルス信号
は、プローブ１０１により超音波パルスに変換され、生
体に照射される。照射された超音波パルスは生体内の組
織や血流等の音響インピーダンスの異なる部分で反射さ
れ、プローブ１０１に到達して電気信号に変換される。
このエコー信号は受信部１０３により増幅され、位相検
波部１０４により位相検波される。位相検波部１０４よ
り出力された位相検波信号（複素信号）は、ＭＴＩフィ
ルタ１０５により血管壁などの生体組織から反射した低
周波信号である不要なクラッタ成分が除去された後、速
度演算部１０６において血流速度が算出される。一方、
受信部１０３により増幅されたエコー信号は包絡線検波
部１０７によりＢモード信号となる。速度演算部１０６
から出力される信号と、包絡線検波部１０７から出力さ
れるＢモード信号がディジタルスキャンコンバータ１０
８により適切なテレビ信号に変換され、モニタ１０９に
２次元血流像として映出される。その際、ＭＴＩフィル
タ１０５の周波数特性については、装置の操作者が、操
作パネルから指示している。
いて説明する。送信部１０２で発生した電気パルス信号
は、プローブ１０１により超音波パルスに変換され、生
体に照射される。照射された超音波パルスは生体内の組
織や血流等の音響インピーダンスの異なる部分で反射さ
れ、プローブ１０１に到達して電気信号に変換される。
このエコー信号は受信部１０３により増幅され、位相検
波部１０４により位相検波される。位相検波部１０４よ
り出力された位相検波信号（複素信号）は、ＭＴＩフィ
ルタ１０５により血管壁などの生体組織から反射した低
周波信号である不要なクラッタ成分が除去された後、速
度演算部１０６において血流速度が算出される。一方、
受信部１０３により増幅されたエコー信号は包絡線検波
部１０７によりＢモード信号となる。速度演算部１０６
から出力される信号と、包絡線検波部１０７から出力さ
れるＢモード信号がディジタルスキャンコンバータ１０
８により適切なテレビ信号に変換され、モニタ１０９に
２次元血流像として映出される。その際、ＭＴＩフィル
タ１０５の周波数特性については、装置の操作者が、操
作パネルから指示している。
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】しかしながら、上記従
来の超音波ドプラ血流計では、最適な血流映像を得るた
めに、被検部位での不要なクラッタ信号の速度に応じて
ＭＴＩフィルタ１０５のカットオフ特性を設定し直さな
ければならないという問題があった。
来の超音波ドプラ血流計では、最適な血流映像を得るた
めに、被検部位での不要なクラッタ信号の速度に応じて
ＭＴＩフィルタ１０５のカットオフ特性を設定し直さな
ければならないという問題があった。
【０００６】本発明は、このような従来の問題を解決す
るものであり、被検部位でのクラッタ信号である低周波
信号の周波数分布に応じ、この低周波信号を除去するフ
ィルタのカットオフ特性を適切な値に自動的に設定する
ことができ、したがって、適切な血流像を得ることがで
きると共に、診断の作業性を向上させることができるよ
うにした超音波ドプラ血流計を提供することを目的とす
るものである。
るものであり、被検部位でのクラッタ信号である低周波
信号の周波数分布に応じ、この低周波信号を除去するフ
ィルタのカットオフ特性を適切な値に自動的に設定する
ことができ、したがって、適切な血流像を得ることがで
きると共に、診断の作業性を向上させることができるよ
うにした超音波ドプラ血流計を提供することを目的とす
るものである。
【０００７】
【課題を解決するための手段】本発明は、上記目的を達
成するために、生体内に超音波を送信し、生体内の反射
体からのエコー信号を受信する手段と、受信したエコー
信号の位相検波を行う位相検波手段と、位相検波信号か
ら低周波信号を除去するフィルタと、このフィルタに対
する入力信号とフィルタからの出力信号のパワーを算出
するパワー演算手段と、上記両パワーを比較するパワー
比較手段と、上記フィルタにおいて除去する低周波信号
の目標値を設定する目標値設定手段と、上記比較手段か
らの信号が上記目標値設定手段で設定された目標値にな
るように上記フィルタの特性を制御する制御手段と、反
射体の運動速度を算出する速度演算手段とを備えたもの
である。
成するために、生体内に超音波を送信し、生体内の反射
体からのエコー信号を受信する手段と、受信したエコー
信号の位相検波を行う位相検波手段と、位相検波信号か
ら低周波信号を除去するフィルタと、このフィルタに対
する入力信号とフィルタからの出力信号のパワーを算出
するパワー演算手段と、上記両パワーを比較するパワー
比較手段と、上記フィルタにおいて除去する低周波信号
の目標値を設定する目標値設定手段と、上記比較手段か
らの信号が上記目標値設定手段で設定された目標値にな
るように上記フィルタの特性を制御する制御手段と、反
射体の運動速度を算出する速度演算手段とを備えたもの
である。
【０００８】そして、上記目標値設定手段が目標値を操
作パネルから設定することができるようにするのが好ま
しい。
作パネルから設定することができるようにするのが好ま
しい。
【０００９】
【作用】したがって、本発明によれば、受信したエコー
信号からクラッタ信号である低周波信号を除去するフィ
ルタの入力信号と出力信号のパワーをパワー演算手段に
より算出して比較手段により比較し、その値が目標値設
定手段で設定した目標値になるように、フィルタの係数
を制御手段により調整する。このようにクラッタ信号で
ある低周波信号の周波数分布に応じ、操作パネルを操作
することなく、フィルタの特性を適切な値に自動的に設
定することができる。
信号からクラッタ信号である低周波信号を除去するフィ
ルタの入力信号と出力信号のパワーをパワー演算手段に
より算出して比較手段により比較し、その値が目標値設
定手段で設定した目標値になるように、フィルタの係数
を制御手段により調整する。このようにクラッタ信号で
ある低周波信号の周波数分布に応じ、操作パネルを操作
することなく、フィルタの特性を適切な値に自動的に設
定することができる。
【００１０】
【実施例】以下、本発明の一実施例について図面を参照
しながら説明する。
しながら説明する。
【００１１】図１は本発明の一実施例における超音波ド
プラ血流計を示すブロック図である。
プラ血流計を示すブロック図である。
【００１２】図１において、１はプローブであり、電気
パルス信号を超音波パルスに変換して生体内に送信し、
生体内からのエコー信号を受信して電気信号に変換す
る。２はプローブ１に送出する電気パルス信号を発生す
る送信部、３はプローブ１で変換した電気信号を増幅す
る受信部、４は受信部３から出力されるエコー信号を位
相検波する位相検波部、５は位相検波信号から不要なク
ラッタ成分を除去するＭＴＩフィルタ、６はクラッタ成
分除去後の位相検波信号から反射体である血流の速度を
算出する速度演算部、７は受信部３からのエコー信号を
もとにＢモード信号を発生する包絡線検波部、８は速度
演算部６からの信号と、包絡線検波部７からのＢモード
信号を混合してテレビ信号に変換するディジタルスキャ
ンコンバータ（Ｄ．Ｓ．Ｃ．）、９は変換されたテレビ
信号を映出するモニタである。１０はＭＴＩフィルタ５
に入力する位相検波信号のパワーを算出する入力パワー
演算部、１１はＭＴＩフィルタ５から出力する位相検波
信号のパワーを算出する出力パワー演算部、１２は各パ
ワー演算部１０、１１で算出されたパワーを比較する比
較部、１３はＭＴＩフィルタ５において除去するクラッ
タ信号の量の目標値を設定する目標値発生部であり、目
標値は操作パネルの操作により設定するのが好ましい。
１４は比較部１２からの信号が目標値発生部１３からの
目標値と等しくなるように、ＭＴＩフィルタ５のフィル
タ係数の制御を行う係数制御部である。
パルス信号を超音波パルスに変換して生体内に送信し、
生体内からのエコー信号を受信して電気信号に変換す
る。２はプローブ１に送出する電気パルス信号を発生す
る送信部、３はプローブ１で変換した電気信号を増幅す
る受信部、４は受信部３から出力されるエコー信号を位
相検波する位相検波部、５は位相検波信号から不要なク
ラッタ成分を除去するＭＴＩフィルタ、６はクラッタ成
分除去後の位相検波信号から反射体である血流の速度を
算出する速度演算部、７は受信部３からのエコー信号を
もとにＢモード信号を発生する包絡線検波部、８は速度
演算部６からの信号と、包絡線検波部７からのＢモード
信号を混合してテレビ信号に変換するディジタルスキャ
ンコンバータ（Ｄ．Ｓ．Ｃ．）、９は変換されたテレビ
信号を映出するモニタである。１０はＭＴＩフィルタ５
に入力する位相検波信号のパワーを算出する入力パワー
演算部、１１はＭＴＩフィルタ５から出力する位相検波
信号のパワーを算出する出力パワー演算部、１２は各パ
ワー演算部１０、１１で算出されたパワーを比較する比
較部、１３はＭＴＩフィルタ５において除去するクラッ
タ信号の量の目標値を設定する目標値発生部であり、目
標値は操作パネルの操作により設定するのが好ましい。
１４は比較部１２からの信号が目標値発生部１３からの
目標値と等しくなるように、ＭＴＩフィルタ５のフィル
タ係数の制御を行う係数制御部である。
【００１３】以上の構成について、以下、その動作と共
に更に詳細に説明する。送信部２で発生した電気パルス
信号は、プローブ１により超音波パルスに変換され、生
体に照射される。照射された超音波パルスは生体内の組
織や血流等の音響インピーダンスの異なる部分で反射さ
れ、プローブ１に到達して電気信号に変換される。この
エコー信号は受信部３により増幅され、位相検波部４に
より位相検波される。位相検波部４より出力された位相
検波信号は、ＭＴＩフィルタ５により血管壁などの生体
組織から反射した低周波信号である不要なクラッタ成分
が除去された後、速度演算部６において血流速度が算出
される。一方、受信部３により増幅されたエコー信号は
包絡線検波部７によりＢモード信号となる。速度演算部
６から出力される信号と、包絡線検波部７から出力され
るＢモード信号がディジタルスキャンコンバータ８によ
り混合されて適切なテレビ信号に変換され、モニタ９に
２次元血流像として映出される。そして、上記のように
ＭＴＩフィルタ５に入力する位相検波信号のパワーが入
力パワー演算部１０により演算され、ＭＴＩフィルタ５
から出力する位相検波信号が出力パワー演算部１０によ
り演算される。これらのパワーが比較部１２により比較
され、この比較結果が係数制御部１４に入力される。係
数制御部１４は比較部１２の出力が目標値発生部１３か
らの目標値と等しくなるように、ＭＴＩフィルタ５のフ
ィルタ係数の制御を行う。
に更に詳細に説明する。送信部２で発生した電気パルス
信号は、プローブ１により超音波パルスに変換され、生
体に照射される。照射された超音波パルスは生体内の組
織や血流等の音響インピーダンスの異なる部分で反射さ
れ、プローブ１に到達して電気信号に変換される。この
エコー信号は受信部３により増幅され、位相検波部４に
より位相検波される。位相検波部４より出力された位相
検波信号は、ＭＴＩフィルタ５により血管壁などの生体
組織から反射した低周波信号である不要なクラッタ成分
が除去された後、速度演算部６において血流速度が算出
される。一方、受信部３により増幅されたエコー信号は
包絡線検波部７によりＢモード信号となる。速度演算部
６から出力される信号と、包絡線検波部７から出力され
るＢモード信号がディジタルスキャンコンバータ８によ
り混合されて適切なテレビ信号に変換され、モニタ９に
２次元血流像として映出される。そして、上記のように
ＭＴＩフィルタ５に入力する位相検波信号のパワーが入
力パワー演算部１０により演算され、ＭＴＩフィルタ５
から出力する位相検波信号が出力パワー演算部１０によ
り演算される。これらのパワーが比較部１２により比較
され、この比較結果が係数制御部１４に入力される。係
数制御部１４は比較部１２の出力が目標値発生部１３か
らの目標値と等しくなるように、ＭＴＩフィルタ５のフ
ィルタ係数の制御を行う。
【００１４】入力パワー演算部１０および出力パワー演
算部１１の詳細な構成例を図２に示す。２乗器２０、２
１と加算器２２で２つの入力信号の２乗和を計算し、そ
れをＡＮＤゲート２３によりゲート信号２４が真の間、
累積加算器２５に導いて累積加算する。累積加算器２５
はクリア信号２６によりゼロにセットされる。ゲート信
号２４は超音波走査が血流検出領域であるときに真とな
る。クリア信号２６は超音波走査のフレーム同期信号に
より真となる。
算部１１の詳細な構成例を図２に示す。２乗器２０、２
１と加算器２２で２つの入力信号の２乗和を計算し、そ
れをＡＮＤゲート２３によりゲート信号２４が真の間、
累積加算器２５に導いて累積加算する。累積加算器２５
はクリア信号２６によりゼロにセットされる。ゲート信
号２４は超音波走査が血流検出領域であるときに真とな
る。クリア信号２６は超音波走査のフレーム同期信号に
より真となる。
【００１５】比較部１２の構成例を図３に示す。比較部
１２はパワー演算部１０、１１からの信号ａ、ｂの割算
を行う。
１２はパワー演算部１０、１１からの信号ａ、ｂの割算
を行う。
【００１６】係数制御部１４によるフィルタ係数の制御
方法の詳細について説明する。図４はクラッタ信号と血
流信号の混在したＭＴＩフィルタ５の入力信号の周波数
分布の説明図である。図４における領域Ａはクラッタ信
号であり、領域Ｂは血流信号である。この信号を図５に
示すようなカットオフ周波数を持ったＭＴＩフィルタ５
に通したとき、ＭＴＩフィルタ５の入力と出力との比
と、ＭＴＩフィルタ５のカットオフ周波数との関係は、
図６に示すようになる。これは一般に単調減少関数とな
る。
方法の詳細について説明する。図４はクラッタ信号と血
流信号の混在したＭＴＩフィルタ５の入力信号の周波数
分布の説明図である。図４における領域Ａはクラッタ信
号であり、領域Ｂは血流信号である。この信号を図５に
示すようなカットオフ周波数を持ったＭＴＩフィルタ５
に通したとき、ＭＴＩフィルタ５の入力と出力との比
と、ＭＴＩフィルタ５のカットオフ周波数との関係は、
図６に示すようになる。これは一般に単調減少関数とな
る。
【００１７】このようなＭＴＩフィルタ５の入力と出力
との比と、ＭＴＩフィルタ５のカットオフ周波数との関
係を用い、係数制御部１４において、図７に示すフロー
チャートに従い、ＭＴＩフィルタ係数の制御を行う。ま
ず、ＭＴＩフィルタ５のカットオフ周波数ｆｃを初期値
に設定する（ステップ３１）。次に、超音波走査のフレ
ーム同期信号が来るタイミングで、比較部１２から入力
する（ステップ３２）。次に、比較部１２からの入力ｉ
が、目標値発生部１３からの目標値に対してある範囲α
内にあるか否かについて判定し、範囲α内にあれば上記
ステップ３２に戻る。比較部１２からの入力が範囲α内
になければ、比較部１２からの入力が目標値より大きい
か否かについて判定し（ステップ３４）、目標値より大
きければ、ＭＴＩフィルタ５のカットオフ周波数を現在
の値より大きな値に設定し（ステップ３４−１）、上記
ステップ３２に戻る。目標値より小さければ、ＭＴＩフ
ィルタ５のカットオフ周波数を現在の値より小さな値に
設定し（ステップ３４−２）、上記ステップ３２に戻
る。
との比と、ＭＴＩフィルタ５のカットオフ周波数との関
係を用い、係数制御部１４において、図７に示すフロー
チャートに従い、ＭＴＩフィルタ係数の制御を行う。ま
ず、ＭＴＩフィルタ５のカットオフ周波数ｆｃを初期値
に設定する（ステップ３１）。次に、超音波走査のフレ
ーム同期信号が来るタイミングで、比較部１２から入力
する（ステップ３２）。次に、比較部１２からの入力ｉ
が、目標値発生部１３からの目標値に対してある範囲α
内にあるか否かについて判定し、範囲α内にあれば上記
ステップ３２に戻る。比較部１２からの入力が範囲α内
になければ、比較部１２からの入力が目標値より大きい
か否かについて判定し（ステップ３４）、目標値より大
きければ、ＭＴＩフィルタ５のカットオフ周波数を現在
の値より大きな値に設定し（ステップ３４−１）、上記
ステップ３２に戻る。目標値より小さければ、ＭＴＩフ
ィルタ５のカットオフ周波数を現在の値より小さな値に
設定し（ステップ３４−２）、上記ステップ３２に戻
る。
【００１８】次に、クラッタの速度変化と、ＭＴＩフィ
ルタ５のカットオフ周波数制御の様子を説明する。図８
はＭＴＩフィルタ５へ入力される信号の周波数分布を示
す。今、実線で示す周波数分布の信号が入力されている
とする。ＭＴＩフィルタ５の入力と出力との比と、ＭＴ
Ｉフィルタ５のカットオフ周波数との関係を図９に示
す。目標値がｒに設定されていたとすると、ＭＴＩフィ
ルタ５のカットオフ周波数は、ｆ１となっている。ここ
で、ＭＴＩフィルタ５の入力信号が、図８の点線で示さ
れた周波数分布に変化したとすると、ＭＴＩフィルタ５
の入力と出力との比と、ＭＴＩフィルタ５のカットオフ
周波数との関係も、図９の点線のように変化する。する
と、比較部１２からの出力は、ｒｅとなり、目標値ｒよ
り大きくなるので、係数制御部１４はカットオフ周波数
をｆ１より大きくする。そして、最終的には、カットオ
フ周波数はｆ２のところまで増加される。これにより、
図８から明らかなようにクラッタの速度に応じたカット
オフ周波数の調整がなされる。
ルタ５のカットオフ周波数制御の様子を説明する。図８
はＭＴＩフィルタ５へ入力される信号の周波数分布を示
す。今、実線で示す周波数分布の信号が入力されている
とする。ＭＴＩフィルタ５の入力と出力との比と、ＭＴ
Ｉフィルタ５のカットオフ周波数との関係を図９に示
す。目標値がｒに設定されていたとすると、ＭＴＩフィ
ルタ５のカットオフ周波数は、ｆ１となっている。ここ
で、ＭＴＩフィルタ５の入力信号が、図８の点線で示さ
れた周波数分布に変化したとすると、ＭＴＩフィルタ５
の入力と出力との比と、ＭＴＩフィルタ５のカットオフ
周波数との関係も、図９の点線のように変化する。する
と、比較部１２からの出力は、ｒｅとなり、目標値ｒよ
り大きくなるので、係数制御部１４はカットオフ周波数
をｆ１より大きくする。そして、最終的には、カットオ
フ周波数はｆ２のところまで増加される。これにより、
図８から明らかなようにクラッタの速度に応じたカット
オフ周波数の調整がなされる。
【００１９】このように、上記実施例によれば、係数制
御部１４がＭＴＩフィルタ５によるクラッタ除去の割合
を常に一定に保つため、クラッタの速度変化によるＭＴ
Ｉフィルタ５のカットオフ周波数の調整を操作者が行う
必要がなくなる。
御部１４がＭＴＩフィルタ５によるクラッタ除去の割合
を常に一定に保つため、クラッタの速度変化によるＭＴ
Ｉフィルタ５のカットオフ周波数の調整を操作者が行う
必要がなくなる。
【００２０】
【発明の効果】以上説明したように本発明によれば、受
信したエコー信号からクラッタ信号である低周波信号を
除去するフィルタの入力信号と出力信号のパワーをパワ
ー演算手段により算出して比較手段により比較し、その
比較結果が目標値設定手段で設定された目標値になるよ
うに、フィルタの特性を制御手段により調整するように
している。このようにクラッタ信号である低周波信号の
速度変化によるフィルタのカットオフ周波数の調整を操
作者が行う必要がなくなり、自動的に行うことができ
る。したがって、適切な血流像を得ることができると共
に、診断の作業性を向上させることができる。
信したエコー信号からクラッタ信号である低周波信号を
除去するフィルタの入力信号と出力信号のパワーをパワ
ー演算手段により算出して比較手段により比較し、その
比較結果が目標値設定手段で設定された目標値になるよ
うに、フィルタの特性を制御手段により調整するように
している。このようにクラッタ信号である低周波信号の
速度変化によるフィルタのカットオフ周波数の調整を操
作者が行う必要がなくなり、自動的に行うことができ
る。したがって、適切な血流像を得ることができると共
に、診断の作業性を向上させることができる。
【図１】本発明の一実施例における超音波ドプラ血流計
を示すブロック図
を示すブロック図
【図２】同超音波ドプラ血流計に用いるパワー演算部の
詳細を示すブロック図
詳細を示すブロック図
【図３】同超音波ドプラ血流計に用いる比較部の詳細を
示すブロック図
示すブロック図
【図４】同超音波ドプラ血流計に用いるＭＴＩフィルタ
に入力される信号の周波数分布の説明図
に入力される信号の周波数分布の説明図
【図５】同ＭＴＩフィルタの周波数特性の説明図
【図６】同ＭＴＩフィルタのカットオフ周波数と、同Ｍ
ＴＩフィルタへの入力信号パワーと同ＭＴＩフィルタか
らの出力信号パワーとの比の関係を説明した図
ＴＩフィルタへの入力信号パワーと同ＭＴＩフィルタか
らの出力信号パワーとの比の関係を説明した図
【図７】同超音波ドプラ血流計に用いる係数制御部の制
御手順説明用のフローチャート
御手順説明用のフローチャート
【図８】上記ＭＴＩフィルタに入力される２種類の信号
の周波数分布の説明図
の周波数分布の説明図
【図９】図８に対応したＭＴＩフィルタのカットオフ周
波数と、ＭＴＩフィルタへの入出力信号パワー比との関
係を説明した図
波数と、ＭＴＩフィルタへの入出力信号パワー比との関
係を説明した図
【図１０】従来の超音波ドプラ血流計を示すブロック図
１ プローブ
２ 送信部
３ 受信部
４ 位相検波部
５ ＭＴＩフィルタ
６ 速度演算部
７ 包絡線検波部
８ ディジタルスキャンコンバータ
９ モニタ
１０ 入力パワー演算部
１１ 出力パワー演算部
１２ 比較部
１３ 目標値発生部
１４ 係数制御部
Claims (2)
- 【請求項１】 生体内に超音波を送信し、生体内の反射
体からのエコー信号を受信する手段と、受信したエコー
信号の位相検波を行う位相検波手段と、位相検波信号か
ら低周波信号を除去するフィルタと、このフィルタに対
する入力信号とフィルタからの出力信号のパワーを算出
するパワー演算手段と、上記両パワーを比較するパワー
比較手段と、上記フィルタにおいて除去する低周波信号
の目標値を設定する目標値設定手段と、上記比較手段か
らの信号が上記目標値設定手段で設定された目標値にな
るように上記フィルタの特性を制御する制御手段と、反
射体の運動速度を算出する速度演算手段とを備えた超音
波ドプラ血流計。 - 【請求項２】 目標値設定手段が目標値を操作パネルか
ら設定する請求項１記載の超音波ドプラ血流計。
Priority Applications (4)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP19310691A JPH0531111A (ja) | 1991-08-01 | 1991-08-01 | 超音波ドプラ血流計 |
| US07/912,752 US5269308A (en) | 1991-07-25 | 1992-07-13 | Ultrasonic doppler imaging apparatus |
| EP92306542A EP0524774B1 (en) | 1991-07-25 | 1992-07-16 | Ultrasonic doppler imaging apparatus |
| DE69229249T DE69229249T2 (de) | 1991-07-25 | 1992-07-16 | Bildgebender Ultraschall-Doppler-Apparat |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP19310691A JPH0531111A (ja) | 1991-08-01 | 1991-08-01 | 超音波ドプラ血流計 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0531111A true JPH0531111A (ja) | 1993-02-09 |
Family
ID=16302346
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP19310691A Pending JPH0531111A (ja) | 1991-07-25 | 1991-08-01 | 超音波ドプラ血流計 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH0531111A (ja) |
Cited By (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2001070305A (ja) * | 1999-09-02 | 2001-03-21 | Matsushita Electric Ind Co Ltd | 超音波診断装置 |
| JP2009226218A (ja) * | 2008-03-20 | 2009-10-08 | Medison Co Ltd | 超音波システム及びクラッタ信号フィルタリング方法 |
| JP2010142643A (ja) * | 2008-12-17 | 2010-07-01 | Medison Co Ltd | クラッタ信号をフィルタリングする超音波システムおよび方法 |
| JP2011235087A (ja) * | 2010-05-07 | 2011-11-24 | Samsung Medison Co Ltd | クラッタフィルタリングのための超音波映像装置およびその方法 |
-
1991
- 1991-08-01 JP JP19310691A patent/JPH0531111A/ja active Pending
Cited By (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2001070305A (ja) * | 1999-09-02 | 2001-03-21 | Matsushita Electric Ind Co Ltd | 超音波診断装置 |
| JP2009226218A (ja) * | 2008-03-20 | 2009-10-08 | Medison Co Ltd | 超音波システム及びクラッタ信号フィルタリング方法 |
| JP2010142643A (ja) * | 2008-12-17 | 2010-07-01 | Medison Co Ltd | クラッタ信号をフィルタリングする超音波システムおよび方法 |
| JP2011235087A (ja) * | 2010-05-07 | 2011-11-24 | Samsung Medison Co Ltd | クラッタフィルタリングのための超音波映像装置およびその方法 |
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