JPH0556970A - 血液散乱パワ用算出装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 電子出願以前の出願であるので 要約・選択図及び出願人の識別番号は存在しない。

Description

【発明の詳細な説明】 〔目次〕 概要 産業上の利用分野 従来の技術（第１７図） 発明が解決しようとする課題 課題を解決するための手段（第１図） 作用 実施例 (1) 第１実施例（第２図〜第５図） (2) 第２実施例（第６図、第７図） (3) 第３実施例（第８図、第９図） (4) 第４実施例（第１０図、第１１図） (5) 第５実施例（第１２図〜第１４図） (6) 第６実施例（第１５図、第１６図） 発明の効果 〔概要〕 超音波診断装置用の血液散乱パワ算出装置に関 し、 壁や弁からの反射成分を除去して血液からの散 乱成分にもとづき、正確に血液散乱パワを算出す ることを目的とし、 超音波反射信号を直交検波し、サンプル・ホー ルドし、これにもとづき血液散乱パワを得る超音 波診断装置において、ドップラスペクトルを各時 刻において出力するドップラスペクトル算出手段 と、各時刻のドップラスペクトルの不要の周波数 範囲を定める不要周波数範囲設定手段と、各時刻 において上記不要周波数範囲設定手段により指示 された周波数範囲を除いたドップラスペクトルの 各周波数成分の和を累積演算するドップラスペク トル累積手段を具備する。

〔産業上の利用分野〕

本発明は血液散乱パワ算出装置に係り、特にサ イドローブ等により生体組織からの反射信号が血 液散乱信号に重なり、見掛け上血液散乱パワが大 きく測定されるのを効果的に除去して正確に血液 散乱パワを算出可能にしたものである。

例えば心臓内の血液に超音波を照射してその血 液散乱パワを測定することが超音波診断装置で研 究されている。血液散乱パワが個人差が少なく、 また血液のヘマトクリット値を測定することによ りその補正が可能であり、診断上有効な手段であ る血液散乱パワを計測することにより、血液とそ の血液が流れている回りの生体組織との散乱パワ の比を求めることにより生体組織の性質を定量的 に測定して正確な診断を行うことができ、また血 液散乱パワを、例えば心臓内の２個所で測定する ことにより、その中間部分の生体組織の減衰係数 を求めることができ、正確な診断を行うことがで きる。

このため血液散乱パワを正確に測定する必要が あり、特に血液散乱パワに比較して大きな値を有 する壁等の生体組織からの反射パワ等を除去して 血液散乱パワを測定することが必要である。

〔従来の技術〕

このため、従来では、第１７図（Ａ）に示す如 く、直交検波回路１００、サンプル・ホールド回 路１０１、１０２、ハイパス・フイルタ１０３、 １０４、２乗回路１０５、１０６、加算回路１０ ７を具備し、第１０図（Ｃ）に示す血液散乱パワ を得ていた。

即ち、超音波プローブの出力にもとづく超音波 反射信号を第１７図（Ａ）に示す直交検波回路１ ００で受信し、乗算器１０８、１０９により９０ 度移相したｃｏｓ信号、ｓｉｎ信号が乗算されて リアルとイマジナリ成分が得られ、これらの出力 がサンプル・ホールド回路１０１、１０２により サンプル・ホールドされる。そしてハイパスフィ ルタ１０３、１０４により、周波数の低い壁や弁 等の生体組織からの反射成分が除去されて速度の 速い血液からの散乱成分が抽出される。２乗回路 １０５、１０６によりそれぞれ２乗されたのち、 これらを加算回路１０７により加算して、第１７ 図（Ｃ）に示す如き血液散乱パワが得られる。

〔発明が解決しようとする課題〕

ところで、第１７図（Ａ）において、サンプル ・ホールド回路１０１、１０２により保持される ドップラ周波数成分（ドップラ信号）は、第１７ 図（Ｂ）に示す如く、血液散乱成分Ｐと壁や弁等 の反射成分Ｑを含んでいる。したがつて、これら サンプル・ホールド回路１０１、１０２に保持さ れるドップラ信号をハイパス・フィルタ１０３、 １０４を経由させて、動きの少ない壁や弁等の生 体組織からの成分を除去していた。

ところが時刻によつては心臓壁が速く動くとか、 弁にドップラ・サンプル・ボリュームがひっかか り弁を測定位置に設定することもあるので、これ らの動きよりも高い周波数にハイパス・フィルタ １０３、１０４のカットオフ周波数を設定しなけ ればならなかった。即ち、第１７図（Ｂ）に示す 如く、前記カットオフ周波数を±ｆａに設定して、 壁や弁からの反射成分Ｑを除去しなければならな かった。

このため、区間Ｔ_０、Ｔ_２では、血液散乱成分 Ｐを大幅に削ってしまうことになり、血液散乱パ ワを実際よりも小さく見積もることになるとい問 題が存在した。

したがって本発明の目的は、血液散乱成分に極 力影響を与えることなく、生体組織からの反射成 分等の不要な成分を除去して血液散乱パワを算出 できる血液散乱パワ算出装置を提供することであ る。

〔課題を解決するための手段〕

前記目的を達成するため、本発明では、第１図 に示す如く、超音波反射信号を直交検波回路１に 入力してリアル成分とイマジナリ成分である直交 した２種類のベースバンド信号を得る。そしてサ ンプル・ホールド回路２、３により所望の深さの ベースバンド信号をサンプル・ホールドし、これ らをドップラスペクトル算出回路４により高速フ ーリエ変換（ＦＦＴ）し、２乗和してドップラス ペクトルを得る。

このようにして得られた、例えば第１０図（ Ｂ）に示す如きドップラスペクトルを、後述する 不要周波数範囲設定部６により、そのＱで示す壁 や弁からの反射成分を除去し、その他をドップラ スペクトル累積部５で累積する。

〔作用〕

本発明によれば、時刻によりその周波数が変化 する反射成分Ｑを不要周波数範囲設定部６により 削除して、ドップラスペクトルを累積するので、 第１７図（Ｂ）に示す特定の周波数範囲（±ｆ ａ）を一律に除去するものと異なり、血液散乱成 分をカットしすぎることがなく、血液散乱パワを 従来よりも広い区間で安定に測定できる。

〔実施例〕

(1) 第１実施例 本発明の第１実施例を第２図〜第４図に基づき 説明する。

第２図は本発明の第１実施例構成図、第３図は そのドップラスペクトル累積部の詳細図、第４図 はその動作状態説明図である。

第２図において、第１図と同記号は同一部分を 示し、１は直交検波回路、２、３はサンプル・ホ ールド回路、４はドップラスペクトル算出回路、 ５はドップラスペクトル累積部、６は不要周波数 範囲設定部、７はディスプレイである。

直交検波回路１は超音波反射信号を直交検波し て直交した２種類のベースバンド信号を得るもの であり、乗算器１−１、１−２を具備して９０度 移相したｃｏｓ信号、ｓｉｎ信号が乗算されてリ アル成分、イマジナリ成分が得られる。

ドップラスペクトル算出回路４はサンプル・ホ ールド回路２、３より出力された信号からドップ ラスペクトルを得るものであり、高速フーリエ変 換部４−１、２乗回路４−２、４−３、加算回路 ４−４を具備する。

ドップラスペクトル累積部５は前記ドップラス ペクトル算出回路４から出力されたドップラスペ クトルをその周波数が不要周波数範囲設定部６に より指定された周波数範囲のものを除いたものを 累積するものであり、第３図に示す如く、不要周 波数指示部５−１、ゲート５−２、加算器５−３、 レジスタ５−４を具備する。不要周波数指示部５ −１は、不要周波数範囲設定部６から伝達された 演算不要の最高周波数ｆｈ（ｔ）と、最低周波数 ｆｌ（ｔ）により演算不要の周波数範囲ｆｈ（ ｔ）〜ｆｌ（ｔ）に対して、ゲート５−２に例え ばゼロを出力してゲート５−２をオフに制御して、 ｆｈ（ｔ）〜ｆｌ（ｔ）の周波数範囲のドップラ スペクトルを加算器５−３に出力しない。また加 算器５−３の出力はレジスタ５−４で保持されて 再び加算器５−３の一方の入力値となりゲート５ −２から入力される値と加算され、このようなこ とを繰返してゲート５−２の出力すなわちドップ ラスペクトルを累積演算することができる。

不要周波数範囲設定部６は、ドップラスペクト ル加算を行わない不要周波数範囲を指定するもの であり、ポインテング・デバイス６−１、ポイン テング・デバイス状態読み取り回路６−２、最高 周波数用メモリ６−３、最低周波数用メモリ６− ４、切換スイッチＳＷを具備する。なお、ポイン テング・デバイス６−１として、例えばマウス、 トラックボール、ジョイステック等が使用される。

次に第２図の動作について説明する。

超音波反射信号が直交検波回路１に入力される と、その直交したベースバンド信号が出力され、 所望の深さのベースバンド信号がサンプル・ホー ルド回路２、３で保持、出力される。そしてこれ らの信号によりドップラスペクトル算出回路４に よりドップラスペクトルＰ_Ｄ（ｆ、ｔ）が出力さ れ、ディスプレイ７に、例えば第４図（Ａ）に示 す如き画面が表示される。このディスプレイ７に 表示されるドップラスペクトル画面は通常はスク ロール画面であるが、オペレータはこれをフリー ズ状態（静止状態）にし、図示省略した表示メモ リに保持し、切換スイッチＳＷの可動接点ＭＣを 例えば固定接点ＣＨ側に接触させる。それからマ ウスの如きポインテング・デバイス６−１を使用 して不要周波数範囲である壁や弁からの反射成分 Ｑの上側部分のラインＦＨをカーソルでトレース する。このカーソル位置がポインテング・デバイ ス状態読み取り回路６−２により読み取られ、最 高周波数用メモリ６−３に、第４図（Ａ）に示す 時刻ｔ_０〜ｔ_６の間におけるサンプリング時間Δ ｔ毎の、多数のＦＨが順次記憶される。次に切換 スイッチＳＷの可動接点ＭＣを固定接点ＣＬ側に 接触させて、ポインテング・デバイス６−１を使 用して不要周波数範囲である前記反射成分Ｑの下 側ラインＦＬをカーソルでトレースする。これに より最低周波数用メモリ６−４に第４図に示す時 刻ｔ_０〜ｔ_６の間におけるサンプリング時間Δｔ 毎の多数のＦＬが記憶される。

次に図示省略した表示メモリより、このドップ ラスペクトルＰ_Ｄ（ｆ、ｔ）を第４図（Ａ）に示 す左端の時刻ｔ_０の部分から順次出力し、これと 同期して最高周波数用メモリ６−３、最低周波数 用メモリ６−４、ドップラスペクトル累積部５を 動作させる。

したがって、図示省略した表示メモリより読み 出されたドップラスペクトルＰ_Ｄ（ｆ、ｔ）は順 次ドップラスペクトル累積部５に伝達される。こ のとき、第３図に示すように、各サンプリング時 間毎の、−ｆｍａｘから＋ｆｍａｘまでの周波数 信号が順次不要周波数指示部５−１に伝達される。

これと同期して、ゲート５−２にはドップラスペ クトルＰ_Ｄ（ｆ、ｔ）の−ｆｍａｘから＋ｆｍａ ｘまでの範囲の周波数成分の値が順次入力される。

ところで不要周波数指示部５−１には、最高周波 数用メモリ６−３及び最低周波数用メモリ６−４ から各サンプリング時間毎の最高周波数ｆｈ及び 最低周波数ｆｌが伝達されているので、前記−ｆ ｍａｘ〜＋ｆｍａｘの周波数信号が伝達されたと き、それがｆｌ〜ｆｈの範囲にあるとき例えば 「０」を出力してゲート５−２をオフに制御し、 それ以外のとき「１」を出力してゲート５−２を オンにする。従ってゲート５−２により前記周波 数ｆｌ〜ｆｈのドップラスペクトルがオフにされ、 それ以外の周波数成分のドップラスペクトルが、 ドップラスペクトル累積部５より、血液散乱パワ Ｐとして出力される。

例えば、第４図（Ａ）における時刻ｔ_０では、 ＦＨ、ＦＬで示される周波数ｆｈ、ｆｌの間のド ップラスペクトル成分を除いた残りの部分が累積 されて血液散乱パワとして出力される。

このようにして、ｔ_０〜ｔ_６間における各サン プリング時間毎に、その不要周波数部が除去され て血液散乱パワが得られるので、例えば、第４図 （Ｂ）に示す、ｔ_１〜ｔ_３区間及びｔ_４−ｔ_５区 間の血液散乱パワが正確なものとなり、信頼のお けるデータ測定区間が非常に大きくなる。

ところで、前記説明では、ドップラスペクトル の値を輝度としてディスプレイ７に表示した例に ついて説明したが、色相表示することもできる。

例えば、第５図に示す如く、ドップラスペクトル を８ビット表示するとき、これをディスプレイ対 応のフレームメモリ８に保持し、ルックアップ・ テーブル９によりカラー信号を得る。いま、第５ 図（Ａ）に示す如く、８ビットオール１の２５５ の強さのとき赤（Ｒ）、８ビットオールゼロの０ のときブルー（Ｂ）、その中間をグレイとすると き、Ｒ、Ｇ、Ｂの強さをその８ビット入力に応じ 各グラフに示すように組み合わせ、これを第５図 （Ｂ）に示す如く、メモリ９−１に記入してルッ クアップ・テーブルとする。これによりドップラ スペクトルの８ビット入力すれば、その値に応じ た色相表示を行うことができる。なお、第５図 （Ａ）に示す如く、ルックアップ・テーブル９− ０を輝度データで出力するように構成すれば、白 黒表示することができる。

このようにしてドップラスペクトル累積部５か ら得られる血液散乱パワＰ（ｔ）は、 Ｐ(t)＝ΣＰ_Ｄ（ｆ、ｔ）＋ΣＰ_Ｄ（ｆ、ｔ） -fmax＜ｆ＜ｆｌ(t)ｆｈ(t)＜ｆ＜fmax で表わすことができる。

(2) 第２実施例 本発明の第２実施例を第６図及び第７図に基づ き説明する。

第６図は本発明の第２実施例構成図、第７図は その動作説明図である。

前記第１実施例の場合は、不要周波数範囲を、 例えばマウスの如きマニアル操作により行うが、 第２実施例の場合には自動的に不要周波数範囲を 定めるものである。

第６図において、第２図と同一記号は同一部分 を示し、５′はドップラスペクトル累積部、１０ は比較部、１１はインバータ、１２は不要部分表 示抑正回路である。

比較部１０は、前記壁や弁からの反射の如き不 要周波数範囲を指示するものである。ドップラス ペクトル算出回路４の出力は、サンプリング時間 でみると、例えば第７図に示す如く、−ｆｍａｘ から＋ｆｍａｘまでのドップラ周波数のドップラ スペクトルである。即ち、第７図の横軸はドップ ラ周波数、縦軸はドップラスペクトルであり、第 ７図は第４図（Ａ）におけるａ−ａ線部分の状態 を示している。

ところで、前述したように、血液散乱パワは小 さく、壁や弁などの生体組織からの反射パワは大 きい。したがって第７図に示す如く、閾値Ｔｈｏ を定めてこれより大きなドップラスペクトルの周 波数部分を除けば、血液散乱パワを正確に算出す ることができる。

即ち、第６図においては、ドップラスペクトル 算出回路４の出力はドップラスペクトル累積部５ ′のゲート５−２に伝達される。同時に比較器１ ０にも伝達され、−ｆｍａｘ〜＋ｆｍａｘの周波 数成分のドップラスペクトルが閾値Ｔｈｏよりも 大きいか否か比較される。そして閾値Ｔｈｏ以上 のとき、比較器１０は「１」を出力し、インバー タ１１は「０」を出力し、ゲート５−２をオフに 制御する。

したがって、第７図におけるドップラ周波数ｆ ｌ〜ｆｈの周波数範囲Ｗｆのドップラスペクトル がゲート５−２によりオフになるので、ドップラ スペクトル累積部５′ではこの部分を除いて累積 演算が行われる。

なお、前記第７図のｆｌ〜ｆｈの範囲は、第４ 図（Ａ）における壁や弁等からの反射成分Ｑに相 当するものであり、第２実施例によれば、この部 分が自動的に除去された血液散乱パワＰ（ｔ）が 自動的に得られることになる。

また、インバータ１１が出力した「０」は、不 要部分表示抑圧回路１２に伝達されてその部分を 輝度表示しないので、ディスプレイ７には、この 部分、即ち、第４図（Ａ）に示す壁や弁等からの 反射成分Ｑが輝度表示されず、その範囲が黒いま まの状態のドップラ周波数−時刻のスクロール画 面が表示されることになる。

従って、第２実施例では、第１実施例のように、 反射成分Ｑをマウスの如きポインテング・デバイ スをフリーズされた図面をみてマニアル操作して 抽出する必要はなく、自動的にこの反射成分を抽 出することができ、ディスプレイ７にはスクロー ル画面を表示することができる。

(3) 第３実施例 本発明の第３実施例を第８図及び第９図に基づ き説明する。

第８図は本発明の第３実施例構成図、第９図は その動作説明図である。

前記第２実施例の場合は、第７図に示す如く、 ドップラスペクトル波形が閾値Ｔｈｏを越えた部 分が１つの山の場合を示すものとして提案された。

しかしこのような状態のみではなく、第７図に 示すように、ボトムＢ_１、Ｂ_２…が存在する場合 がある。勿論ボトムは１個の場合もある。このよ うなとき、このボトムＢ_１、Ｂ_２の領域も含めた 周波数範囲Ｗｆ_１を反射成分とみなして除去する 方が合理的と考えられる。したがって、第３実施 例ではこのようなことを可能とするものである。

このため、ドップラスペクトルを例えば、第９ 図に示す−ｆｍａｘ→＋ｆｍａｘ方向に処理する 場合には、第８図における比較器１０より最初に 閾値Ｔｈｏ以上のドップラスペクトルのドップラ 周波数ｆｌを最低値検出部１３に保持する。次に この閾値Ｔｈｏ以上のドップラスペクトルのドッ プラ周波数を順次最大値検出部１４に書替えてゆ く。途中にボトムの存在のため閾値Ｔｈｏより小 さなドップラスペクトルのドップラ周波数が存在 すれば、最大値検出部１４に記入されたドップラ 周波数の書替えは行われない。そして再び閾値Ｔ ｈｏ以上のドップラスペクトルのドップラ周波数 が比較器１０より検出されるとき、最大値検出部 １４では書替えが行われる。このようにして第９ 図に示す最低周波数ｆｌが最低値検出部１３から 出力され、最高周波数ｆｈが最大値検出部１４よ り出力される。

勿論、＋ｆｍａｘ→−ｆｍａｘ方向に処理が行 われるときは上記説明の逆となり、初めにｆｈが 検出されて最大値検出部１４に保持されることに なる。

そしてこの最低周波数ｆｌと最高周波数ｆｈが、 第３図に示す如く構成されている。ドップラスペ クトル累積部５に伝達されるので、第９図に示す 周波数範囲Ｗｆ_１に対するドップラスペクトルの 累積加算は行われず、これらを除いた血液散乱パ ワが得られることになる。

また不要部分表示抑圧回路１２′にこの最低周 波数ｆｌと最高周波数ｆｈが伝達されるので、前 記周波数範囲Ｗｆ_１を輝度表示せずに暗く表示し たものが、ディスプレイ７に表示されることにな る。

(4) 第４実施例 本発明の第４実施例を第１０図及び第１１図に 基づき説明する。

第１０図は本発明の第４実施例構成図、第１１ 図はその動作説明図である。

前記各実施例の場合は、第１１図において、ド ップラスペクトル波形が実質的に閾値Ｔｈ_０を越 えた部分を除去しようとするものである。しかし、 前記壁や弁の反射部分は、正確にはこの閾値Ｔｈ_０ 以上の部分のみではなく、これ以下の部分も存 在する。第４実施例では、第１１図において、閾 値Ｔｈ_０以上の部分を含む周波数範囲Ｗｆ_２の部 分をドップラスペクトル累積演算しないように構 成することにより前記壁や弁の反射部分をほぼ完 全に除去するものである。

このため、第１０図に示す如く、最低値検出部 １３の出力を最低周波数減算部１５により−Δｆ_１ だけ周波数ポイント数を減少し、最大値検出部 １４の出力を最大周波数加算部１６により＋Δｆ_２ だけ周波数ポイント数を拡大する。すなわち、 最低値検出部１３より、第１１図に示すドップラ 周波数ｆｌが出力されるとこれが最低周波数減算 部１５によりΔｆ_１だけ減算され、第１１図に示 すｆｌ′が出力される。また最大値検出部１４よ り、第１１図に示すドップラ周波数ｆｈが出力さ れると、これが最大周波数加算部１６によりΔｆ_２ だけ加算され、第１１図に示すｆｈ′が出力さ れる。したがって、第１０図に示すドップラスペ クトル累積部５では、これらｆｌ′とｆｈ′を除 いた範囲での累積演算が行われる。このようにし て壁や弁の反射成分がほぼ完全に除去された、信 頼性の非常に高い血液散乱パワを演算することが できる。なお、前記減算される周波数ポイントΔ ｆ_１及び加算される周波数ポイントΔｆ_２は、そ れぞれ実験により定めることができる。

(5) 第５実施例 本発明の第５実施例を第１２図〜第１４図に基 づき説明する。

第１２図は本発明の第５実施例構成図、第１３ 図はその区間平均回路の詳細図、第１４図はその 動作説明図である。

血液散乱パワの測定値としては、１点だけのデ ータではバラツキが存在するため、複数点のデー タを求め、平均値をとることが希望される。その ため、第５実施例では、第１３図に示す如きディ スプレイ７に表示されたドップラ周波数画面より、 時刻ｔａ〜ｔｂ、ｔｃ〜ｔｄのように、壁や弁等 の反射成分Ｑを除いたとき、血液散乱成分Ｐが除 かれない時間のものを抽出して演算を行うように したものである。

第１２図において、先ず切換えスイッチＳＷの 可動接点ＭＣを有用範囲最低時刻保持部６−６側 の接点ＣＬと接触させ、トラックボールやマウス の如きポインテング・デバイス６−１′にてＰと Ｑが分離した点Ｐ_１を入力すると、ポインテング ・デバイス状態読み取り回路６−２′がこれを解 読して時刻ｔａを出力し、これを有用範囲最低時 刻保持部６−６に保持させる。次に可動接点ＭＣ を有用範囲最高時刻保持部６−５側の接点ＣＨと 接触させ、同様にしてＰ_２を入力する。これによ りポインテング・デバイス状態読み取り回路６− ２′がこれを解読して時刻ｔｂを出力し、これを 有用範囲最高時刻保持部６−５に保持させる。そ れからオペレータがフリーズ状態を解除して、図 示省略した表示メモリよりこのドップラスペクト ルＰ_Ｄを出力し、ドップラスペクトル累積部５で 前記の如く血液散乱パワＰ（ｔ）を演算され、区 間平均回路１７に送出される。

区間平均回路１７は、第１４図の如く構成され ており、不要時刻指示部１７−１には前記有用範 囲最低時刻保持部６−６及び有用範囲最高時刻保 持部６−５よりそれぞれｔｌowerとしてｔａ、ｔ higherとしてｔｂが出力されているので、不要時 刻指示部１７−１はこのｔａ〜ｔｂの区間だけ 「１」を出力し、ゲート１７−２をオンにして血 液散乱パワを加算器１７−３を伝達し、レジスタ １７−４で一時保持し、これを加算器１７−３の 他の入力としてｔａ〜ｔｂの区間の血液散乱パワ の累積加算を行う。

一方前記有用範囲最低時刻保持部６−６と有用 範囲最高時刻保持部６−５の出力ｔａとｔｂは減 算器１７−５に伝達されてその区間の時間が出力 され、これが回数算出部１７−６においてサンプ リング時間Δｔで割算され、ｔａとｔｂ間のサン プリング回数が割算部１７−７に送出される。割 算部１７−７には、レジスタ１７−４より送出さ れたｔａ〜ｔｂの区間の血液散乱パワの累積加算 値が入力されているので、これによりｔａ〜ｔｂ 間の平均血液散乱パワＰａｖｒが得られる。この 平均血液散乱パワＰａｖｒは下式で示すものとな る。

同様にして次に第１３図のｔｃ、ｔｄがポイン テング・デバイス６−１で指示され、その平均血 液散乱パワが得られる。

勿論、第１３図より、ｔａ〜ｔｂ、ｔｃ〜ｔｄ を入力し、これらの複数の各時刻を保持し、これ らにより一回の操作で各区間毎の平均血液散乱パ ワを求めることも可能である。

(6) 第６実施例 本発明の第６実施例を第１５図及び第１６図に 基づき説明する。

第１５図は第６実施例の構成図、第１６図はそ の動作説明図で示す。

前記第５実施例では有用な区間つまり有用時刻 範囲をフリーズ表示面からポインテング・デバイ スにより入力することが必要であるが、第６実施 例ではこれを自動的に選定するように構成したも のである。

第１６図（Ａ）に示す如く血液散乱パワＰ（ ｔ）が出力される場合、その大きな谷の部分や山 の部分は、血液からの反射信号が大きく除去され ているものと考えられ、信頼性のとぼしい部分と 考えられる。したがって、本発明の第６実施例で はこのような部分を自動的に削除しようとするも のである。

そのため、スライデングウインドウにより、第 １６図（Ａ）に示す如く、Ｗ_１、Ｗ_２、Ｗ_３…と 血液散乱パワＰ（ｔ）を切り出し、下記の式で得 られる分散算出を出力する。

であり、Ｎはこのウインドウ内のサンプリング数 である。

このようにして、第１６図（Ｂ）に示す如く、 分散出力が得られるので、これを閾値Ｔｈ_１と比 較して、その大きな部分が信頼性のとぼしい部分 と判断される。これにより第１６図（Ｃ）に示す 如きパルス出力を得て、その立上がりのｔ_２をｔｌ ower、立下りのｔ_３をｔhigherとしてこのｔ_２ 〜ｔ_３を有用な区間と判断してこの区間内の血液 散乱パワの平均値を求めるものである。このよう なことをスクロール図面にもとづき順次行うこと になる。

即ち、第６実施例では、第１５図に示す如く、 ドップラスペクトル累積部５より得られた血液散 乱パワ信号Ｐ（ｔ）を分散算出回路１８にも伝達 し、分散算出回路１８において前記のスライデン グウインドウにもとづき分散算出を行い、この分 散算出出力を比較器１９に送出して、第１６図 （Ｂ）に示す閾値Ｔｈ_１と比較して有用範囲最低 時刻（ｔｌower）ｔ_２と有用範囲最高時刻（ｔh igher）ｔ_３を出力する。これらの各時刻はそれぞ れ有用範囲最低時刻保持部２０、有用範囲最高時 刻保持部２１に保持され、別に血液散乱パワＰ （ｔ）が入力されている区間平均回路１９′に伝 達される。

区間平均回路１９′は、前記第１４図に示した ものと同様に構成されており、かくして有用な時 刻範囲のみの平均血液散乱パワＰａｖｒが自動的 に得られるものとなる。

なお、上記説明では、ドップラスペクトルの値 を、ディスプレイ上で輝度あるいは色相画像とし て表示する側について説明したが、勿論３次元プ ロット等で表示することもできる。

〔発明の効果〕

本発明によれば、ドップラスペクトル上の血液 の成分を極力保存した状態で、例えば心臓の壁、 弁などの反射成分のみを除去したうえで血液散乱 パワが算出できる。このため、本発明では、正確 な血液散乱パワを算出でき、さらには生体組織の 特徴付けを正確に行うことが可能となり、確実な 診断に寄与するきころが大きい。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明の原理図、 第２図は本発明の第１実施例構成図、 第３図はドップラスペクトル累積部の構成図、 第４図は第１実施例の動作説明図、 第５図がディスプレイにおけるカラー表示説明 図、 第６図は本発明の第２実施例構成図、 第７図は第２実施例の動作説明図、 第８図は本発明の第３実施例構成図、 第９図は第３実施例の動作説明図、 第１０図は本発明の第４実施例構成図、 第１１図は第４実施例の動作説明図、 第１２図は本発明の第５実施例構成図、 第１３図は第５実施例動作説明図、 第１４図は区間平均回路の構成図、 第１５図は本発明の第６実施例構成図、 第１６図は第６実施例の動作説明図、 第１７図は従来例を示す。 １…直交検波回路 ２、３…サンプル・ホールド回路 ４…ドップラスペクトル算出回路 ５…ドップラスペクトル累積部 ６…不要周波数範囲設定部

Claims (8)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 超音波反射信号を直交検波し、サンプル
   ・ ホールドし、これにもとづき血液散乱パワを得る 超音波診断装置において、 ドップラスペクトルを各時刻において出力する ドップラスペクトル算出手段（４）と、 各時刻のドップラスペクトルの不要の周波数範 囲を定める不要周波数範囲設定手段（６）と、 各時刻において上記不要周波数範囲設定手段 （６）により指示された周波数範囲を除いたドッ プラスペクトルの各周波数成分の和を累積演算す るドップラスペクトル累積手段（５）を具備した ことを特徴とする血液散乱パワ用算出装置。
2. 【請求項２】 上記不要周波数範囲設定手段（６）を、
   ド ップラスペクトル画像上で不要周波数範囲を設定 するポインティングデバイスで構成したことを特徴 とする請求項１記載の血液散乱パワ用算出装置。
3. 【請求項３】 上記不要周波数範囲設定手段（６）とし
   て ドップラスペクトルの値が予め定めた範囲を越え た周波数ポイントを検出する検出手段を具備する ことを特徴とする請求項１記載の血液散乱パワ用 算出装置。
4. 【請求項４】 上記不要周波数範囲設定手段（６）とし
   て、 ドップラスペクトルの値が予め定めた範囲を越え た周波数ポイントの最大周波数ポイントを保持す る最大周波数保持手段と、同じく最低周波数ポイ ントを保持する最低周波数保持手段を具備するこ とを特徴とする請求項１記載の血液散乱パワ用算 出装置。
5. 【請求項５】 ドップラスペクトルの値が予め定めた範
   囲 を越えた周波数ポイントを検出した上で、予め定 めた周波数ポイント数だけ付与する周波数付加手 段を具備することを特徴とする請求項１記載の血 液散乱パワ用算出装置。
6. 【請求項６】 ドップラスペクトルの累積加算有用な時
   刻 範囲を定める有用時刻範囲設定手段と、 各時刻の散乱パワを累積加算有用な時刻範囲に おいて平均する区間平均手段を具備することを特 徴とする血液散乱パワ用算出装置。
7. 【請求項７】 上記有用時刻範囲設定手段としてドップ
   ラ スペクトル画像上でその範囲を設定するポインテ ングデバイスを具備することを特徴とする請求項 ６記載の血液散乱パワ用算出装置。
8. 【請求項８】 上記有用時刻範囲設定手段として、各時
   刻 の血液散乱パワのバラツキが、あらかじめ設定し たバラツキ以下となる時刻を検出する検出手段を 具備したことを特徴とする請求項６記載の血液散 乱パワ用算出装置。