JPH088920B2 - 血液散乱パワ用算出装置 - Google Patents
血液散乱パワ用算出装置Info
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- JPH088920B2 JPH088920B2 JP2259398A JP25939890A JPH088920B2 JP H088920 B2 JPH088920 B2 JP H088920B2 JP 2259398 A JP2259398 A JP 2259398A JP 25939890 A JP25939890 A JP 25939890A JP H088920 B2 JPH088920 B2 JP H088920B2
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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、前記ドップラスペクトル算出手段の出力した
ドップラスペクトルが入力され、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。
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、前記ドップラスペクトル算出手段の出力した
ドップラスペクトルが入力され、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。
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。
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。
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。
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。
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・フィルタ103、104、２乗回路105、106、加算回路
107を具備し、第17図（Ｃ）に示す血液散乱パワを得て
いた。
検波回路100、サンプル・ホールド回路101、102、ハイ
パス・フィルタ103、104、２乗回路105、106、加算回路
107を具備し、第17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100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。
号を第17図（Ａ）に示す直交検波回路100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。
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
って、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。
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
って、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。
ところが時刻によっ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。
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T0、T2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。
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。
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。
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。
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、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。
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。
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（±fa）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。
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（±fa）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。
（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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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PD（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t0〜t6の間にお
けるサンプリング時間Δｔ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t0〜t6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。
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PD（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t0〜t6の間にお
けるサンプリング時間Δｔ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t0〜t6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PD（ｆ、ｔ）を第４図（Ａ）に示す左端の時刻t0
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。
クトルPD（ｆ、ｔ）を第４図（Ａ）に示す左端の時刻t0
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PD（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PD（ｆ、ｔ）の−fmaxから＋fmax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−
fmax〜＋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。
たドップラスペクトルPD（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PD（ｆ、ｔ）の−fmaxから＋fmax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−
fmax〜＋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t0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。
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、t0〜t6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、t1〜t3区
間及びt4−t5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。
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、t1〜t3区
間及びt4−t5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）、その中間をグリーンとするとき、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。
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）、その中間をグリーンとするとき、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）＝ΣPD（ｆ、ｔ）＋ΣPD（ｆ、ｔ） −fmaxｆfl（ｔ）fh（ｔ）ｆfmax で表わすことができる。
れる血液散乱パワＰ（ｔ）は、 Ｐ（ｔ）＝ΣPD（ｆ、ｔ）＋ΣPD（ｆ、ｔ） −fmaxｆfl（ｔ）fh（ｔ）ｆfmax 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。
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。
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。
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は不要部分表示抑圧回路である。
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は不要部分表示抑圧回路である。
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。
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Th0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。
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Th0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10にも伝達され、−fa
mx〜＋fmaxの周波数成分のドップラスペクトルが閾値Th
0よりも大きいか否か比較される。そして閾値Th0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。
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10にも伝達され、−fa
mx〜＋fmaxの周波数成分のドップラスペクトルが閾値Th
0よりも大きいか否か比較される。そして閾値Th0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fl〜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。
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。
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。
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。
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。
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。
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Th0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。
ラスペクトル波形が閾値Th0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B1、B2…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
B1、B2の領域も含めた周波数範囲Wf1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。
うに、ボトムB1、B2…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
B1、B2の領域も含めた周波数範囲Wf1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Th0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Th0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Th0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Th0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。
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Th0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Th0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Th0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Th0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。
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Wf1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。
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Wf1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Wf1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。
最高周波数fhが伝達されるので、前記周波数範囲Wf1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。
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。
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Th0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Th0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Th0以下の部分を含む周波数範囲Wf2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。
ペクトル波形が実質的に閾値Th0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Th0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Th0以下の部分を含む周波数範囲Wf2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−Δf1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＋Δf2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Δ
f1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Δf2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Δf1及び
加算される周波数ポイントΔf2は、それぞれ実験により
定めることができる。
を最低周波数減算部15により−Δf1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＋Δf2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Δ
f1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Δf2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Δf1及び
加算される周波数ポイントΔf2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。
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。
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。
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P1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P2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PD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。
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P1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P2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PD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t lo
wer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に伝達し、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。
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t lo
wer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に伝達し、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。
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。
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。
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。
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
図を示す。
図を示す。
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。
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。
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、W1、W2、W3…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。
（Ａ）に示す如く、W1、W2、W3…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。
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Th1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
りのt2をt lower、立下りのt3をt higherとしてこのt2
〜t3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。
が得られるので、これを閾値Th1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
りのt2をt lower、立下りのt3をt higherとしてこのt2
〜t3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Th1と比較して有用範囲最低時刻
（t lower）t2と有用範囲最高時刻（t higher）t3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。
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Th1と比較して有用範囲最低時刻
（t lower）t2と有用範囲最高時刻（t higher）t3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。
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。
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。
本発明によれば、大型のMTIフィルタを使用すること
なく、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、小型の装置で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ところが大きい。
なく、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、小型の装置で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ところが大きい。
しかも本発明の請求項６に記載された発明によれば、
平均値自体のブレの大きいところを除いて血液散乱パワ
の平均値を、正確に、しかも自動的に求めることができ
る。
平均値自体のブレの大きいところを除いて血液散乱パワ
の平均値を、正確に、しかも自動的に求めることができ
る。
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図は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 (6)
- 【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、 前記ドップラスペクトル算出手段（４）の出力したドッ
プラスペクトルが入力され、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。 - 【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。 - 【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。 - 【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。 - 【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。 - 【請求項６】血液散乱パワを切り出し分散算出を出力す
る分散算出手段（18）と、この分散算出が予め設定した
バラツキ以下となる時刻を検出する有用時刻範囲設定手
段（19）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（17′）を具備することを特徴とす
る血液散乱パワ用算出装置。
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|---|---|---|---|
| JP2259398A JPH088920B2 (ja) | 1990-09-28 | 1990-09-28 | 血液散乱パワ用算出装置 |
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|---|---|---|---|
| JP2259398A JPH088920B2 (ja) | 1990-09-28 | 1990-09-28 | 血液散乱パワ用算出装置 |
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| JPH088920B2 true JPH088920B2 (ja) | 1996-01-31 |
Family
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