JPH10118068A - 超音波診断装置 - Google Patents
超音波診断装置Info
- Publication number
- JPH10118068A JPH10118068A JP8278186A JP27818696A JPH10118068A JP H10118068 A JPH10118068 A JP H10118068A JP 8278186 A JP8278186 A JP 8278186A JP 27818696 A JP27818696 A JP 27818696A JP H10118068 A JPH10118068 A JP H10118068A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- time change
- frequency
- average frequency
- blood vessel
- ultrasonic diagnostic
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Granted
Links
Classifications
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01S—RADIO DIRECTION-FINDING; RADIO NAVIGATION; DETERMINING DISTANCE OR VELOCITY BY USE OF RADIO WAVES; LOCATING OR PRESENCE-DETECTING BY USE OF THE REFLECTION OR RERADIATION OF RADIO WAVES; ANALOGOUS ARRANGEMENTS USING OTHER WAVES
- G01S15/00—Systems using the reflection or reradiation of acoustic waves, e.g. sonar systems
- G01S15/88—Sonar systems specially adapted for specific applications
- G01S15/89—Sonar systems specially adapted for specific applications for mapping or imaging
- G01S15/8906—Short-range imaging systems; Acoustic microscope systems using pulse-echo techniques
- G01S15/8979—Combined Doppler and pulse-echo imaging systems
-
- 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
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
- A61B8/13—Tomography
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01S—RADIO DIRECTION-FINDING; RADIO NAVIGATION; DETERMINING DISTANCE OR VELOCITY BY USE OF RADIO WAVES; LOCATING OR PRESENCE-DETECTING BY USE OF THE REFLECTION OR RERADIATION OF RADIO WAVES; ANALOGOUS ARRANGEMENTS USING OTHER WAVES
- G01S7/00—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00
- G01S7/52—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00 of systems according to group G01S15/00
- G01S7/52017—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00 of systems according to group G01S15/00 particularly adapted to short-range imaging
- G01S7/52085—Details related to the ultrasound signal acquisition, e.g. scan sequences
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01S—RADIO DIRECTION-FINDING; RADIO NAVIGATION; DETERMINING DISTANCE OR VELOCITY BY USE OF RADIO WAVES; LOCATING OR PRESENCE-DETECTING BY USE OF THE REFLECTION OR RERADIATION OF RADIO WAVES; ANALOGOUS ARRANGEMENTS USING OTHER WAVES
- G01S7/00—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00
- G01S7/52—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00 of systems according to group G01S15/00
- G01S7/52017—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00 of systems according to group G01S15/00 particularly adapted to short-range imaging
- G01S7/52053—Display arrangements
- G01S7/52057—Cathode ray tube displays
- G01S7/5206—Two-dimensional coordinated display of distance and direction; B-scan display
- G01S7/52063—Sector scan display
Abstract
(57)【要約】
【課題】本発明の目的は、注目血管の血流の動き以外の
要因で時間変化が変動することを軽減し得る超音波診断
装置を提供することにある。 【解決手段】本発明は、被検体内の注目血管を含む局所
領域を超音波でスキャンすることにより反射信号を収集
し、反射信号から血流に関するドプラ信号を抽出する検
波部３２と、ドプラ信号を自己相関処理により周波数解
析して局所領域内の複数のサンプル点毎の平均周波数を
求める自己相関演算部３９と、複数のサンプル点の中の
特徴的な平均周波数を取り出して注目血管の血流に関す
る平均周波数の時間変化を生成する血流波形検出部４５
と、この時間変化をグラフとして表示するＤＳＣ２７及
びモニタ２９とを具備する。
要因で時間変化が変動することを軽減し得る超音波診断
装置を提供することにある。 【解決手段】本発明は、被検体内の注目血管を含む局所
領域を超音波でスキャンすることにより反射信号を収集
し、反射信号から血流に関するドプラ信号を抽出する検
波部３２と、ドプラ信号を自己相関処理により周波数解
析して局所領域内の複数のサンプル点毎の平均周波数を
求める自己相関演算部３９と、複数のサンプル点の中の
特徴的な平均周波数を取り出して注目血管の血流に関す
る平均周波数の時間変化を生成する血流波形検出部４５
と、この時間変化をグラフとして表示するＤＳＣ２７及
びモニタ２９とを具備する。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、ドプラ効果により
周波数が偏移することを利用して、注目血管に関する血
流速度の時間変化をグラフとして提供する超音波診断装
置に関する。
周波数が偏移することを利用して、注目血管に関する血
流速度の時間変化をグラフとして提供する超音波診断装
置に関する。
【０００２】
【従来の技術】図１１に、この種の超音波診断装置の構
成を示している。パルス発生回路１２１は、送信の繰り
返し周期（ＰＦＲ）を決定するレートパルスを発生す
る。パルサ１０３はレートパルスを受けて高周波の電圧
パルスを超音波プローブ１０１に印加する。超音波プロ
ーブ１０１は、この電圧パルスを機械振動に変換して超
音波パルスを発生する。超音波パルスの一部は音響イン
ピーダンスの境界で反射し、残りは通過する。超音波パ
ルスはこの反射・通過を繰り返しながら被検体内を伝播
していく。スペクトラムドプラで重要なのは、超音波が
血球等の移動体で反射したとき、その周波数が偏移する
こと、この偏移周波数が超音波送信方向の速度成分に応
じていることである。すなわち、超音波パルスの中心周
波数ｆc は、流動する血流によって周波数ｆd だけ偏移
する。このため、受信周波数ｆはｆ＝ｆc ＋ｆd とな
る。ｆd は、次の式により数学的に与えられる。なお、
Ｖは血流速度、θは超音波の送信方向と血流が流れる方
向との成す角度、Ｃは生体内の音速（約１５３０ｍ／se
c ）である。 ｆd ＝（２・Ｖ・ cosθ／Ｃ）・ｆc この式から、偏移周波数ｆd が分かれば、速度成分（Ｖ
・ cosθ）を求めることができる。
成を示している。パルス発生回路１２１は、送信の繰り
返し周期（ＰＦＲ）を決定するレートパルスを発生す
る。パルサ１０３はレートパルスを受けて高周波の電圧
パルスを超音波プローブ１０１に印加する。超音波プロ
ーブ１０１は、この電圧パルスを機械振動に変換して超
音波パルスを発生する。超音波パルスの一部は音響イン
ピーダンスの境界で反射し、残りは通過する。超音波パ
ルスはこの反射・通過を繰り返しながら被検体内を伝播
していく。スペクトラムドプラで重要なのは、超音波が
血球等の移動体で反射したとき、その周波数が偏移する
こと、この偏移周波数が超音波送信方向の速度成分に応
じていることである。すなわち、超音波パルスの中心周
波数ｆc は、流動する血流によって周波数ｆd だけ偏移
する。このため、受信周波数ｆはｆ＝ｆc ＋ｆd とな
る。ｆd は、次の式により数学的に与えられる。なお、
Ｖは血流速度、θは超音波の送信方向と血流が流れる方
向との成す角度、Ｃは生体内の音速（約１５３０ｍ／se
c ）である。 ｆd ＝（２・Ｖ・ cosθ／Ｃ）・ｆc この式から、偏移周波数ｆd が分かれば、速度成分（Ｖ
・ cosθ）を求めることができる。
【０００３】音響インピーダンスの境界で反射した反射
波は、超音波プローブ１０１で電気信号に変換される。
この信号は、プリアンプ１０５を介してミキサ１０７に
送られる。ミキサ１０７とローパスフィルタ１０９とは
信号を直交位相検波し、偏移周波数成分だけのドプラ信
号を生成する。
波は、超音波プローブ１０１で電気信号に変換される。
この信号は、プリアンプ１０５を介してミキサ１０７に
送られる。ミキサ１０７とローパスフィルタ１０９とは
信号を直交位相検波し、偏移周波数成分だけのドプラ信
号を生成する。
【０００４】ドプラ信号は、レンジゲート回路１１９に
送られ、そこでサンプルボリューム１０２の深さ及び長
さに応じた一部分が切り出される。切り出されたドプラ
信号はサンプルホールド回路１１１でサンプリングさ
れ、バンドパスフィルタ１１３で心臓壁等の遅い成分が
除去され比較的速い血流成分だけが取り出される。高速
フーリエ変換器１１５は、血流成分を周波数解析し、そ
の周波数スペクトルを求める。周波数スペクトルは、図
１２に示すように、縦軸が周波数、横軸が時間とした領
域に分布され、各周波数成分のパワーに応じた輝度でモ
ニタ１１７にスペクトラムドプラ波形として表示され
る。
送られ、そこでサンプルボリューム１０２の深さ及び長
さに応じた一部分が切り出される。切り出されたドプラ
信号はサンプルホールド回路１１１でサンプリングさ
れ、バンドパスフィルタ１１３で心臓壁等の遅い成分が
除去され比較的速い血流成分だけが取り出される。高速
フーリエ変換器１１５は、血流成分を周波数解析し、そ
の周波数スペクトルを求める。周波数スペクトルは、図
１２に示すように、縦軸が周波数、横軸が時間とした領
域に分布され、各周波数成分のパワーに応じた輝度でモ
ニタ１１７にスペクトラムドプラ波形として表示され
る。
【０００５】上述したように周波数は血流の特定方向の
速度成分を反映しており、したがって観察者は、スペク
トラムドプラ波形を、サンプルボリューム内の速度分布
の時間変化と理解して診断に役立てている。
速度成分を反映しており、したがって観察者は、スペク
トラムドプラ波形を、サンプルボリューム内の速度分布
の時間変化と理解して診断に役立てている。
【０００６】ところで、近年、臨床現場では、スペクト
ラムドプラ波形の最高速度をトレースすることがしばし
ば行われている。このトレースにより得られる最高速度
の時間変化は、レジスタンス・インデックス等の詳細な
診断指標を導き出すことができ、非常に有益である。
ラムドプラ波形の最高速度をトレースすることがしばし
ば行われている。このトレースにより得られる最高速度
の時間変化は、レジスタンス・インデックス等の詳細な
診断指標を導き出すことができ、非常に有益である。
【０００７】しかし、この最高速度をトレースするにあ
たっては、（１）スペクトラムドプラ波形の各時相で最
高速度を算出するための処理が複雑で時間を食うためリ
アルタイム性が低下してしまうこと、（２）Ｓ／Ｎを飛
躍的に向上するものと期待されている微小気泡群等の超
音波造影剤（コントラスト剤）の注入前後で、図１３に
示すように、最高速度が見掛上著しく増加してしまいそ
の結果、最高速度の時間変化の信頼性が低下してしまい
定量的評価ができなくなってしまうこと、（３）図１４
に示すように、呼吸動や拍動等の体動により、サンプル
ボリュームが注目血管からはずれてしまい、これに起因
して最高速度の時間変化の信頼性が低下してしまい定量
的評価ができなくなってしまこと、（４）上記算出処理
等のための複雑で新規な回路を追加しなければならない
こと等の様々な問題がある。
たっては、（１）スペクトラムドプラ波形の各時相で最
高速度を算出するための処理が複雑で時間を食うためリ
アルタイム性が低下してしまうこと、（２）Ｓ／Ｎを飛
躍的に向上するものと期待されている微小気泡群等の超
音波造影剤（コントラスト剤）の注入前後で、図１３に
示すように、最高速度が見掛上著しく増加してしまいそ
の結果、最高速度の時間変化の信頼性が低下してしまい
定量的評価ができなくなってしまうこと、（３）図１４
に示すように、呼吸動や拍動等の体動により、サンプル
ボリュームが注目血管からはずれてしまい、これに起因
して最高速度の時間変化の信頼性が低下してしまい定量
的評価ができなくなってしまこと、（４）上記算出処理
等のための複雑で新規な回路を追加しなければならない
こと等の様々な問題がある。
【０００８】
【発明が解決しようとする課題】本発明の目的は、注目
血管の血流の動き以外の要因で時間変化が変動すること
を軽減し得る超音波診断装置を提供することにある。
血管の血流の動き以外の要因で時間変化が変動すること
を軽減し得る超音波診断装置を提供することにある。
【０００９】
【課題を解決するための手段】本発明は、被検体内の注
目血管を含む局所領域を超音波でスキャンすることによ
り反射信号を収集するスキャン手段と、前記反射信号か
ら血流に関するドプラ信号を抽出する手段と、前記ドプ
ラ信号を自己相関処理により周波数解析して前記局所領
域内の複数のサンプル点毎の平均周波数を求める自己相
関手段と、前記複数のサンプル点の中の特徴的な平均周
波数を取り出して前記注目血管の血流に関する平均周波
数の時間変化を生成し、この時間変化をグラフとして表
示する時間変化生成手段とを具備する。
目血管を含む局所領域を超音波でスキャンすることによ
り反射信号を収集するスキャン手段と、前記反射信号か
ら血流に関するドプラ信号を抽出する手段と、前記ドプ
ラ信号を自己相関処理により周波数解析して前記局所領
域内の複数のサンプル点毎の平均周波数を求める自己相
関手段と、前記複数のサンプル点の中の特徴的な平均周
波数を取り出して前記注目血管の血流に関する平均周波
数の時間変化を生成し、この時間変化をグラフとして表
示する時間変化生成手段とを具備する。
【００１０】前記時間変化生成手段は、前記複数のサン
プル点の中の最も高周波の平均周波数を前記特徴的な平
均周波数として取り出す。前記時間変化生成手段は、前
記複数のサンプル点の中の最大パワーを示す平均周波数
を前記特徴的な平均周波数として取り出す。
プル点の中の最も高周波の平均周波数を前記特徴的な平
均周波数として取り出す。前記時間変化生成手段は、前
記複数のサンプル点の中の最大パワーを示す平均周波数
を前記特徴的な平均周波数として取り出す。
【００１１】前記時間変化生成手段は、前記複数のサン
プル点の全てに関する平均周波数の時間変化をパワーに
応じた輝度で表示する。前記時間変化生成手段は、前記
時間変化を補間する手段を有する。
プル点の全てに関する平均周波数の時間変化をパワーに
応じた輝度で表示する。前記時間変化生成手段は、前記
時間変化を補間する手段を有する。
【００１２】前記平均周波数は５０Ｈｚ以上の周期で生
成される。前記スキャン手段は、１回の送信に対して多
方向からの反射波を受信する並列多方向同時受信を行
う。
成される。前記スキャン手段は、１回の送信に対して多
方向からの反射波を受信する並列多方向同時受信を行
う。
【００１３】前記スキャン手段は、前記平均周波数が少
なくとも１／５０秒以上の周期で生成されるように、超
音波送信の繰り返し周波数、前記局所領域内のラスタ本
数、前記並列多方向同時受信の同時受信方向数、前記自
己相関処理のデータ数の少なくとも１つを調整する。 （作用）本発明では、従来のように“最高周波数”によ
り注目血管の血流の時間変化を生成するのではなく、
“平均周波数”、つまり平均速度により注目血管の血流
の時間変化を生成するので、超音波造影剤（コントラス
ト剤）の反射増強作用によって時間変化が変動すること
はない。また、局所領域内の複数のサンプル点のうち特
徴的な平均周波数を取り出して時間変化を生成している
ので、従来のように呼吸動や拍動等の体動によりサンプ
ルボリュームが注目血管からはずれてしまうことに起因
する時間変化の変動は軽減される。したがって、注目血
管の血流の動き以外の要因で時間変化が変動することが
軽減され得る。
なくとも１／５０秒以上の周期で生成されるように、超
音波送信の繰り返し周波数、前記局所領域内のラスタ本
数、前記並列多方向同時受信の同時受信方向数、前記自
己相関処理のデータ数の少なくとも１つを調整する。 （作用）本発明では、従来のように“最高周波数”によ
り注目血管の血流の時間変化を生成するのではなく、
“平均周波数”、つまり平均速度により注目血管の血流
の時間変化を生成するので、超音波造影剤（コントラス
ト剤）の反射増強作用によって時間変化が変動すること
はない。また、局所領域内の複数のサンプル点のうち特
徴的な平均周波数を取り出して時間変化を生成している
ので、従来のように呼吸動や拍動等の体動によりサンプ
ルボリュームが注目血管からはずれてしまうことに起因
する時間変化の変動は軽減される。したがって、注目血
管の血流の動き以外の要因で時間変化が変動することが
軽減され得る。
【００１４】さらに、本発明では、平均周波数を自己相
関処理により求めているので、回路規模の増大を回避で
きる。つまり、従来のスペクトラムドプラによっても、
スペクトラムドプラ波形から平均周波数を演算し、この
平均周波数の時間変化を生成することにより、本発明と
同様な“平均周波数”の時間変化を求めることはできる
のであるが、このための回路規模は、自己相関回路より
も３０倍程度の工程数の高速フーリエ変換回路とスペク
トラムドプラ波形から平均周波数を演算するための演算
回路とが必要になってしまう。
関処理により求めているので、回路規模の増大を回避で
きる。つまり、従来のスペクトラムドプラによっても、
スペクトラムドプラ波形から平均周波数を演算し、この
平均周波数の時間変化を生成することにより、本発明と
同様な“平均周波数”の時間変化を求めることはできる
のであるが、このための回路規模は、自己相関回路より
も３０倍程度の工程数の高速フーリエ変換回路とスペク
トラムドプラ波形から平均周波数を演算するための演算
回路とが必要になってしまう。
【００１５】
【発明の実施の形態】以下、図面を参照して本発明によ
る超音波診断装置の実施形態を説明する。図１に第１の
実施形態に係る超音波診断装置の構成を示す。装置全体
の制御中枢としてのＣＰＵ４７には、トラックボール４
９が接続される。なお、詳細は後述するが、本実施形態
では、図２に斜線で示した被検体内の比較的広い関心領
域（以下、広域ＲＯＩと称する）が超音波によりＢモー
ドでスキャンされ、また図３に示した被検体内の注目血
管を含む比較的狭い関心領域（以下、局所ＲＯＩと称す
る）が超音波によりカラーフローマッピングモードでス
キャンされる。トラックボール４９を介して局所ＲＯＩ
マーカがモニタ２９に表示されているＢモード像上に指
定されることにより、上記局所ＲＯＩが設定される。
る超音波診断装置の実施形態を説明する。図１に第１の
実施形態に係る超音波診断装置の構成を示す。装置全体
の制御中枢としてのＣＰＵ４７には、トラックボール４
９が接続される。なお、詳細は後述するが、本実施形態
では、図２に斜線で示した被検体内の比較的広い関心領
域（以下、広域ＲＯＩと称する）が超音波によりＢモー
ドでスキャンされ、また図３に示した被検体内の注目血
管を含む比較的狭い関心領域（以下、局所ＲＯＩと称す
る）が超音波によりカラーフローマッピングモードでス
キャンされる。トラックボール４９を介して局所ＲＯＩ
マーカがモニタ２９に表示されているＢモード像上に指
定されることにより、上記局所ＲＯＩが設定される。
【００１６】超音波プローブ１１の先端には、複数（ｎ
個）の圧電素子の配列構造が装備される。なお、スキャ
ン方式としては、機械式、電子式のいずれでもよいし、
またセクタ、リニア、コンベックス等いずれのタイプで
あってもよい。ここでは電子式セクタスキャンとして説
明する。
個）の圧電素子の配列構造が装備される。なお、スキャ
ン方式としては、機械式、電子式のいずれでもよいし、
またセクタ、リニア、コンベックス等いずれのタイプで
あってもよい。ここでは電子式セクタスキャンとして説
明する。
【００１７】レートパルス発生回路１３は、例えば６Ｋ
Ｈｚの周波数（レート周波数ＰＲＦ）のレートパルスを
発生する。このレートパルスは、ｎ個に分配されて送信
遅延回路１５に供給される。送信遅延回路１５は、ｎ個
のレートパルスをそれぞれ異なる時間で遅延させる。パ
ルサ１７は、ｎ個の圧電素子に高周波（ｆ0 ）の電圧パ
ルスを、それぞれ対応するレートパルスを受けたタイミ
ングで印加する。これにより、超音波プローブ１１から
超音波パルスが発生される。なお、この超音波パルスの
中心周波数は、上記電圧パルスの周波数ｆ0 に一致して
いる。
Ｈｚの周波数（レート周波数ＰＲＦ）のレートパルスを
発生する。このレートパルスは、ｎ個に分配されて送信
遅延回路１５に供給される。送信遅延回路１５は、ｎ個
のレートパルスをそれぞれ異なる時間で遅延させる。パ
ルサ１７は、ｎ個の圧電素子に高周波（ｆ0 ）の電圧パ
ルスを、それぞれ対応するレートパルスを受けたタイミ
ングで印加する。これにより、超音波プローブ１１から
超音波パルスが発生される。なお、この超音波パルスの
中心周波数は、上記電圧パルスの周波数ｆ0 に一致して
いる。
【００１８】超音波プローブ１１から被検体に送信され
た超音波パルスは、その一部が被検体内の音響インピー
ダンスの境界で反射し、残りが当該境界を通過しなが
ら、被検体内を深く伝播していく。反射波の振幅は、当
該境界の前後での音響インピーダンスの差に依存してい
る。
た超音波パルスは、その一部が被検体内の音響インピー
ダンスの境界で反射し、残りが当該境界を通過しなが
ら、被検体内を深く伝播していく。反射波の振幅は、当
該境界の前後での音響インピーダンスの差に依存してい
る。
【００１９】また、超音波パルスは、血球等の移動体で
反射するとき、周波数偏移を受ける。この偏移周波数ｆ
d は、送信方向に関する移動体の速度成分に依存してい
る。詳細は従来技術で説明した通りである。
反射するとき、周波数偏移を受ける。この偏移周波数ｆ
d は、送信方向に関する移動体の速度成分に依存してい
る。詳細は従来技術で説明した通りである。
【００２０】音響インピーダンスの境界で反射した反射
波は、超音波プローブ１１のｎ個の圧電素子によりｎ個
の電気信号に変換される。このｎ個の電気信号は、プリ
アンプ１９で個別に増幅された後、受信遅延加算回路２
１で送信時とは逆の時間で遅延され、そして１つに加算
される。こうして得られた反射信号は、Ｂモード時に
は、レシーバ２３に送られ、ドプラモード時には、ドプ
ラ演算部３１に送られる。
波は、超音波プローブ１１のｎ個の圧電素子によりｎ個
の電気信号に変換される。このｎ個の電気信号は、プリ
アンプ１９で個別に増幅された後、受信遅延加算回路２
１で送信時とは逆の時間で遅延され、そして１つに加算
される。こうして得られた反射信号は、Ｂモード時に
は、レシーバ２３に送られ、ドプラモード時には、ドプ
ラ演算部３１に送られる。
【００２１】ここで、上述したｎ個の圧電素子それぞれ
に対応する送信及び受信の遅延時間を少しづつ変えてい
くことにより、被検体内の関心領域を超音波でスキャン
することができるのは周知の通りである。
に対応する送信及び受信の遅延時間を少しづつ変えてい
くことにより、被検体内の関心領域を超音波でスキャン
することができるのは周知の通りである。
【００２２】レシーバ２３は、反射信号の包絡線を検波
する。この包絡線、つまり反射信号の振幅の深さ方向に
関する空間的変化は、当該深さ方向に関する１次元の組
織構造を表している。Ｂモード用メモリ２５、ディジタ
ル・スキャン・コンバータ（ＤＳＣ）２７及びモニタ２
９は、１スキャン分の複数の包絡線信号に基づいて、被
検体の関心領域の２次元的な組織構造を表現しているＢ
モード像を濃淡表示する。
する。この包絡線、つまり反射信号の振幅の深さ方向に
関する空間的変化は、当該深さ方向に関する１次元の組
織構造を表している。Ｂモード用メモリ２５、ディジタ
ル・スキャン・コンバータ（ＤＳＣ）２７及びモニタ２
９は、１スキャン分の複数の包絡線信号に基づいて、被
検体の関心領域の２次元的な組織構造を表現しているＢ
モード像を濃淡表示する。
【００２３】反射信号が送り込まれるもう一方のドプラ
演算部３１は、直交位相検波部３２、アナログ・ディジ
タル・コンバータ（ＡＤＣ）３３、バッファ３５、クラ
ッタ除去フィルタ３７、自己相関演算部３９、演算部４
１とからいわゆるカラーフローマッピング処理系として
構成される。直交位相検波部３２は、周波数は中心周波
数ｆ0 と同じであるが、位相が90°ずれている２種類の
参照信号を、反射信号に対して個別に掛け合わせ、そし
て掛け合わせた信号それぞれから、高周波成分（２×ｆ
0 ）を除去することにより、つまりいわゆる直交位相検
波により、偏移周波数成分だけのドプラ信号を生成す
る。
演算部３１は、直交位相検波部３２、アナログ・ディジ
タル・コンバータ（ＡＤＣ）３３、バッファ３５、クラ
ッタ除去フィルタ３７、自己相関演算部３９、演算部４
１とからいわゆるカラーフローマッピング処理系として
構成される。直交位相検波部３２は、周波数は中心周波
数ｆ0 と同じであるが、位相が90°ずれている２種類の
参照信号を、反射信号に対して個別に掛け合わせ、そし
て掛け合わせた信号それぞれから、高周波成分（２×ｆ
0 ）を除去することにより、つまりいわゆる直交位相検
波により、偏移周波数成分だけのドプラ信号を生成す
る。
【００２４】このドプラ信号は、アナログ・ディジタル
・コンバータ３３とバッファ３５を介して、ＭＴＩフィ
ルタとも呼ばれているクラッタ除去フィルタ３７に送ら
れる。このクラッタ除去フィルタ３７は、局所ＲＯＩ内
の複数のサンプル点について個々に、ドプラ信号から心
臓壁等比較的動きの遅い低周波成分を除去し、比較的動
きの速い高周波成分だけを抽出する。
・コンバータ３３とバッファ３５を介して、ＭＴＩフィ
ルタとも呼ばれているクラッタ除去フィルタ３７に送ら
れる。このクラッタ除去フィルタ３７は、局所ＲＯＩ内
の複数のサンプル点について個々に、ドプラ信号から心
臓壁等比較的動きの遅い低周波成分を除去し、比較的動
きの速い高周波成分だけを抽出する。
【００２５】自己相関演算部３９は、クラッタ除去フィ
ルタ３７で抽出された高周波成分を自己相関演算処理に
より周波数分析し、演算部４１はこの分析結果に基づい
て平均速度（高周波成分の周波数スペクトラムの平均周
波数）、分散（高周波成分の周波数スペクトラムの分
散）、パワー（高周波成分の振幅の２乗）を演算する。
これら周波数分析及び平均速度等の演算は、局所ＲＯＩ
内の複数のサンプル点について個々に行われる。自己相
関演算及び平均速度等の演算については周知であるので
簡単に説明する。
ルタ３７で抽出された高周波成分を自己相関演算処理に
より周波数分析し、演算部４１はこの分析結果に基づい
て平均速度（高周波成分の周波数スペクトラムの平均周
波数）、分散（高周波成分の周波数スペクトラムの分
散）、パワー（高周波成分の振幅の２乗）を演算する。
これら周波数分析及び平均速度等の演算は、局所ＲＯＩ
内の複数のサンプル点について個々に行われる。自己相
関演算及び平均速度等の演算については周知であるので
簡単に説明する。
【００２６】クラッタ除去フィルタ３７の出力を、Ｚ
(i，Δt)、その複素共役をＺ*(i，Δt)で表す。ただ
し、Δｔはレート周期（１／ｆ0 ）、ｉはデータ番号で
ある。自己相関のデータ数をＭとしたとき、自己相関関
数Ｃ（τ) は次の式で与えられる。 演算された自己相関関数Ｃ（τ) に基づいて、パワー
Ｐ、平均周波数ｆ￣、分散σ2 は、それぞれ次のように
求められる。ただし、Im(C（Δt)) はＣ（Δt)の実部、
Re(C（Δt)) は虚部を表している。 Ｐ＝Ｃ(0) ｆ￣＝(1/2π・Δｔ）・ tan-1{Im(C(Δｔ))/Re(C(Δ
ｔ))} σ2 ＝(2/(２π・Δt)2 ）・{1−｜C(Δｔ）｜/C(0)} これらパワー、平均速度、分散の各データは、ドプラ用
メモリ４３を介して血流波形検出部４５及びディジタル
・スキャン・コンバータ２７に送り込まれる。
(i，Δt)、その複素共役をＺ*(i，Δt)で表す。ただ
し、Δｔはレート周期（１／ｆ0 ）、ｉはデータ番号で
ある。自己相関のデータ数をＭとしたとき、自己相関関
数Ｃ（τ) は次の式で与えられる。 演算された自己相関関数Ｃ（τ) に基づいて、パワー
Ｐ、平均周波数ｆ￣、分散σ2 は、それぞれ次のように
求められる。ただし、Im(C（Δt)) はＣ（Δt)の実部、
Re(C（Δt)) は虚部を表している。 Ｐ＝Ｃ(0) ｆ￣＝(1/2π・Δｔ）・ tan-1{Im(C(Δｔ))/Re(C(Δ
ｔ))} σ2 ＝(2/(２π・Δt)2 ）・{1−｜C(Δｔ）｜/C(0)} これらパワー、平均速度、分散の各データは、ドプラ用
メモリ４３を介して血流波形検出部４５及びディジタル
・スキャン・コンバータ２７に送り込まれる。
【００２７】血流波形検出部４５は、図４に示すよう
に、補間部５１、血管追従演算部４３、血流波形演算部
５５とから構成され、所定のルールにしたがって、局所
ＲＯＩ内の複数のサンプル点毎に求めた平均速度の中か
ら、注目血管に関する平均速度を選択し、これを縦軸を
速度、横軸を時間としたスペクトラムドプラと同様の領
域に順次分布していくことにより、当該注目血管を流れ
る血流の平均速度の時間変化をグラフとして生成する。
に、補間部５１、血管追従演算部４３、血流波形演算部
５５とから構成され、所定のルールにしたがって、局所
ＲＯＩ内の複数のサンプル点毎に求めた平均速度の中か
ら、注目血管に関する平均速度を選択し、これを縦軸を
速度、横軸を時間としたスペクトラムドプラと同様の領
域に順次分布していくことにより、当該注目血管を流れ
る血流の平均速度の時間変化をグラフとして生成する。
【００２８】図３に示したように呼吸動や拍動等の体動
によって注目血管は局所ＲＯＩの範囲内で往復移動をす
る。換言すると、局所ＲＯＩは、注目血管が体動によっ
て往復移動する範囲を最低限含む領域で設定される。し
たがって注目血管の位置は局所ＲＯＩ内で刻々と変位す
る。
によって注目血管は局所ＲＯＩの範囲内で往復移動をす
る。換言すると、局所ＲＯＩは、注目血管が体動によっ
て往復移動する範囲を最低限含む領域で設定される。し
たがって注目血管の位置は局所ＲＯＩ内で刻々と変位す
る。
【００２９】この変位する注目血管を追従してその平均
速度を取り出すために、上記ルールは、（１）局所ＲＯ
Ｉ内で最大パワーを示すサンプル点を注目血管と見なし
て当該サンプル点の平均速度を選択する、（２）局所Ｒ
ＯＩ内で最高の平均速度を注目血管の血流に関するもの
と見なして選択する、という２種類の中からオペレータ
によって選択することができるようになっている。
速度を取り出すために、上記ルールは、（１）局所ＲＯ
Ｉ内で最大パワーを示すサンプル点を注目血管と見なし
て当該サンプル点の平均速度を選択する、（２）局所Ｒ
ＯＩ内で最高の平均速度を注目血管の血流に関するもの
と見なして選択する、という２種類の中からオペレータ
によって選択することができるようになっている。
【００３０】ディジタル・スキャン・コンバータ２７及
びモニタ２９は、血流波形検出部４５で生成された注目
血管に関する平均速度の時間変化を、図５（ａ）に示す
ようにグラフで表示する。
びモニタ２９は、血流波形検出部４５で生成された注目
血管に関する平均速度の時間変化を、図５（ａ）に示す
ようにグラフで表示する。
【００３１】また、血流波形検出部４５は、局所ＲＯＩ
内の複数のサンプル点毎に求めたパワーの中の最大パワ
ーを、注目血管に関するパワーと見なして選択し、これ
を縦軸を速度、横軸を時間としたスペクトラムドプラと
同様の領域に順次分布していくことにより、当該注目血
管を流れる血流のパワーの時間変化をグラフとして生成
する。
内の複数のサンプル点毎に求めたパワーの中の最大パワ
ーを、注目血管に関するパワーと見なして選択し、これ
を縦軸を速度、横軸を時間としたスペクトラムドプラと
同様の領域に順次分布していくことにより、当該注目血
管を流れる血流のパワーの時間変化をグラフとして生成
する。
【００３２】ディジタル・スキャン・コンバータ２７及
びモニタ２９は、血流波形検出部４５で生成された注目
血管に関するパワーの時間変化を、図５（ａ）に示すよ
うに、注目血管に関する平均速度の時間変化と共にグラ
フで表示する。
びモニタ２９は、血流波形検出部４５で生成された注目
血管に関するパワーの時間変化を、図５（ａ）に示すよ
うに、注目血管に関する平均速度の時間変化と共にグラ
フで表示する。
【００３３】また、ディジタル・スキャン・コンバータ
２７及びモニタ２９は、図５（ｂ）に示すように、局所
ＲＯＩ内の全てのサンプル点に関する平均速度の時間変
化を一斉表示する。このとき、平均速度の時間変化の輝
度をパワーに応じて変化させることにより、スペクトラ
ムドプラ波形を近似的な波形を取得することもできる。
２７及びモニタ２９は、図５（ｂ）に示すように、局所
ＲＯＩ内の全てのサンプル点に関する平均速度の時間変
化を一斉表示する。このとき、平均速度の時間変化の輝
度をパワーに応じて変化させることにより、スペクトラ
ムドプラ波形を近似的な波形を取得することもできる。
【００３４】このように本実施形態によれば、体動によ
り往復移動する注目血管に追従して、その注目血管に関
する平均速度の時間変化を高精度に生成することがで
き、従来のようなサンプルボリュームが注目血管から体
動により外れることに起因するエラーを解消することが
できる。
り往復移動する注目血管に追従して、その注目血管に関
する平均速度の時間変化を高精度に生成することがで
き、従来のようなサンプルボリュームが注目血管から体
動により外れることに起因するエラーを解消することが
できる。
【００３５】また、本実施形態では、超音波造影剤の影
響を受けて変動するようなことの少ない、“平均速度”
の時間変化を生成するようにしたので、血流の動きを忠
実に再現して、定量的評価に用いることができえる。な
お、従来では、スペクトラムドプラ波形の最高速度をト
レースしていたが、図１３を参照して説明した通りこの
最高速度は超音波造影剤の影響を受けて変動するという
性質を有しており、この結果、当該時間変化の信頼性は
低いものであった。なお、本実施形態では、血流波形検
出部４５において、最高速度ｆMAX を、 ｆMAX ＝ｆ￣＋Ｋ・σ により簡易的に求め、この最高速度ｆMAX の時間変化を
生成するようにしてもよい。この場合でも、“平均速
度”を使っているので、超音波造影剤の影響を受けて変
動するようなことはない。
響を受けて変動するようなことの少ない、“平均速度”
の時間変化を生成するようにしたので、血流の動きを忠
実に再現して、定量的評価に用いることができえる。な
お、従来では、スペクトラムドプラ波形の最高速度をト
レースしていたが、図１３を参照して説明した通りこの
最高速度は超音波造影剤の影響を受けて変動するという
性質を有しており、この結果、当該時間変化の信頼性は
低いものであった。なお、本実施形態では、血流波形検
出部４５において、最高速度ｆMAX を、 ｆMAX ＝ｆ￣＋Ｋ・σ により簡易的に求め、この最高速度ｆMAX の時間変化を
生成するようにしてもよい。この場合でも、“平均速
度”を使っているので、超音波造影剤の影響を受けて変
動するようなことはない。
【００３６】さらに本実施形態では、“平均速度”の時
間変化を比較的小規模の回路で実現できる。従来でもス
ペクトラムドプラ波形から平均速度を演算し、この平均
速度の時間変化を生成することにより、“平均速度”の
時間変化を求めることはできるのであるが、このための
回路規模は本実施形態のような自己相関回路を使った場
合より著しく増大してしまう。この回路規模の増大を理
解するために、ＦＦＴ処理と当該演算処理とを含めた平
均速度を求めるための全工程数と、本実施形態の自己相
関処理と選択処理の工程数とを比較すると次のようにな
る。
間変化を比較的小規模の回路で実現できる。従来でもス
ペクトラムドプラ波形から平均速度を演算し、この平均
速度の時間変化を生成することにより、“平均速度”の
時間変化を求めることはできるのであるが、このための
回路規模は本実施形態のような自己相関回路を使った場
合より著しく増大してしまう。この回路規模の増大を理
解するために、ＦＦＴ処理と当該演算処理とを含めた平
均速度を求めるための全工程数と、本実施形態の自己相
関処理と選択処理の工程数とを比較すると次のようにな
る。
【００３７】平均周波数ｆ￣を求める工程を考えると、
本実施形態の自己相関処理では、Ｃ（Δt)のみを求めれ
ばよいことから、データ数Ｍとすれば、上述したｆ￣を
求める式を見ると、Ｍ回の乗算とＭ−１回の加算でよ
い。一方、ＦＦＴ処理は、同じＭ個のデータとすると、
（Ｍ・ｒ）／２の演算回数が必要とされる。ただし、Ｍ
＝２r である。ＦＦＴでは、さらに平均周波数を求める
次のような処理工程数も必要になる。
本実施形態の自己相関処理では、Ｃ（Δt)のみを求めれ
ばよいことから、データ数Ｍとすれば、上述したｆ￣を
求める式を見ると、Ｍ回の乗算とＭ−１回の加算でよ
い。一方、ＦＦＴ処理は、同じＭ個のデータとすると、
（Ｍ・ｒ）／２の演算回数が必要とされる。ただし、Ｍ
＝２r である。ＦＦＴでは、さらに平均周波数を求める
次のような処理工程数も必要になる。
【００３８】 ただし、Siは周波数成分fiのパワースペクトラムであ
る。
る。
【００３９】ここで、自己相関演算工程数は、ＦＦＴ演
算工程数に対して、ｒ＝８、Ｍ＝２５６では、 Ｍ／（（Ｍ・ｒ）／２）＝１／４ と少ない。
算工程数に対して、ｒ＝８、Ｍ＝２５６では、 Ｍ／（（Ｍ・ｒ）／２）＝１／４ と少ない。
【００４０】さらに、現存の装置を見ると自己相関処理
はＭ´＝３２で動作しているので、このデータ数を考慮
すると、自己相関演算工程数は、ＦＦＴ演算工程数に対
して、 Ｍ´／（（Ｍ・ｒ）／２）＝１／３２ と著しく少ない。これに、上述したＦＦＴでの平均周波
数を求める処理工程数を加味すると、ＦＦＴを使った平
均速度を求めるための工程数に対して自己相関を使った
平均速度を求めるための工程数は、１／４０程度になる
と考えられる。
はＭ´＝３２で動作しているので、このデータ数を考慮
すると、自己相関演算工程数は、ＦＦＴ演算工程数に対
して、 Ｍ´／（（Ｍ・ｒ）／２）＝１／３２ と著しく少ない。これに、上述したＦＦＴでの平均周波
数を求める処理工程数を加味すると、ＦＦＴを使った平
均速度を求めるための工程数に対して自己相関を使った
平均速度を求めるための工程数は、１／４０程度になる
と考えられる。
【００４１】このようにＦＦＴを使って平均速度を求め
るよりも、自己相関を採用して平均速度を求める方が工
程数を劇的に少なくすることができる。ここで問題とな
るのが、従来のスペクトラムドプラではサンプルボリュ
ームを通る一方向だけを対象に送受信すればよかったの
に対して、本実施形態では、局所ＲＯＩ内の複数方向を
対象として超音波を送受信するので、時間分解能が低下
してしまうことにある。従来のスペクトラムドプラの場
合と同等の時間分解能を獲得するのは、少なくとも５０
Ｈｚ、好ましくは１００Ｈｚのフレームレートを達成し
なければならない。本実施形態では、これを、（１）図
６に示すような１回の送信に対して多方向からの反射波
を同時に受信するいわゆる並列多方向同時受信技術を採
用すること、（２）局所ＲＯＩ内のみをスキャンするこ
との工夫により解決している。以下に具体的に説明す
る。
るよりも、自己相関を採用して平均速度を求める方が工
程数を劇的に少なくすることができる。ここで問題とな
るのが、従来のスペクトラムドプラではサンプルボリュ
ームを通る一方向だけを対象に送受信すればよかったの
に対して、本実施形態では、局所ＲＯＩ内の複数方向を
対象として超音波を送受信するので、時間分解能が低下
してしまうことにある。従来のスペクトラムドプラの場
合と同等の時間分解能を獲得するのは、少なくとも５０
Ｈｚ、好ましくは１００Ｈｚのフレームレートを達成し
なければならない。本実施形態では、これを、（１）図
６に示すような１回の送信に対して多方向からの反射波
を同時に受信するいわゆる並列多方向同時受信技術を採
用すること、（２）局所ＲＯＩ内のみをスキャンするこ
との工夫により解決している。以下に具体的に説明す
る。
【００４２】スキャンのフレームレートに関わるパラメ
ータとしては、 ・レート周波数ｆ0 （超音波送受信の繰り返し周波数） ・自己相関のためのデータ数Ｍ（同一方向に対する送受
信の繰り返し回数） ・局所ＲＯＩに含まれる受信方向の数Ｒ（ラスタ本数） ・並列多方向同時受信の方向数Ｎ（１回の送信に対して
同時にＮ方向からの反射波を受信する）がある。
ータとしては、 ・レート周波数ｆ0 （超音波送受信の繰り返し周波数） ・自己相関のためのデータ数Ｍ（同一方向に対する送受
信の繰り返し回数） ・局所ＲＯＩに含まれる受信方向の数Ｒ（ラスタ本数） ・並列多方向同時受信の方向数Ｎ（１回の送信に対して
同時にＮ方向からの反射波を受信する）がある。
【００４３】これらパラメータのうち、ラスタ本数Ｒは
局所ＲＯＩの大きさ（広がり角）に依存して決まる。１
００Ｈｚのフレームレートを達成するために必要なＮ
は、次の式を解くことにより求められる。なお、並列多
方向同時受信における実際の送信方向数はＲ／Ｎで与え
られる。 100Hz ＝ｆ0 ／(M×(R/N)) 例えば、図７に示すようにレート周波数ｆ0 ＝６ＫＨｚ
とし、データ数Ｍ＝１５、ラスタ本数Ｒ＝１６と仮定す
ると、フレームレート１００Ｈｚを達成するために必要
なＮは、「４」として導き出される。図８に並列４方向
同時受信のタイムチャートを示している。
局所ＲＯＩの大きさ（広がり角）に依存して決まる。１
００Ｈｚのフレームレートを達成するために必要なＮ
は、次の式を解くことにより求められる。なお、並列多
方向同時受信における実際の送信方向数はＲ／Ｎで与え
られる。 100Hz ＝ｆ0 ／(M×(R/N)) 例えば、図７に示すようにレート周波数ｆ0 ＝６ＫＨｚ
とし、データ数Ｍ＝１５、ラスタ本数Ｒ＝１６と仮定す
ると、フレームレート１００Ｈｚを達成するために必要
なＮは、「４」として導き出される。図８に並列４方向
同時受信のタイムチャートを示している。
【００４４】このように局所ＲＯＩの大きさにしたがっ
て、並列多方向同時受信の方向数Ｎを調整することによ
り、１００Ｈｚのフレームレートを達成することができ
る。勿論、並列多方向同時受信の方向数Ｎには限界があ
り、局所ＲＯＩが大きくなるにしたがって、Ｎの増加だ
けでは１００Ｈｚのフレームレートが達成できないケー
スもあり得る。このような場合、Ｎだけでなく、局所Ｒ
ＯＩの深さ（視野深度）に応じてレート周波数ｆ0 を変
化させることも可能である。この場合、局所ＲＯＩが浅
くなるに応じて、レート周波数ｆ0 を増加させることが
できる。また、ラスタピッチを拡大して、ラスタ本数Ｒ
を減らしたり、データ数Ｍを減少させて対処するように
してもよい。また、図９に示すように、Ｓｉｎｃ補間法
等の補間により欠落したデータを埋め合わせて見掛上、
１００Ｈｚのフレームレートを達成するようにしてもよ
い。
て、並列多方向同時受信の方向数Ｎを調整することによ
り、１００Ｈｚのフレームレートを達成することができ
る。勿論、並列多方向同時受信の方向数Ｎには限界があ
り、局所ＲＯＩが大きくなるにしたがって、Ｎの増加だ
けでは１００Ｈｚのフレームレートが達成できないケー
スもあり得る。このような場合、Ｎだけでなく、局所Ｒ
ＯＩの深さ（視野深度）に応じてレート周波数ｆ0 を変
化させることも可能である。この場合、局所ＲＯＩが浅
くなるに応じて、レート周波数ｆ0 を増加させることが
できる。また、ラスタピッチを拡大して、ラスタ本数Ｒ
を減らしたり、データ数Ｍを減少させて対処するように
してもよい。また、図９に示すように、Ｓｉｎｃ補間法
等の補間により欠落したデータを埋め合わせて見掛上、
１００Ｈｚのフレームレートを達成するようにしてもよ
い。
【００４５】なお、本実施形態は、図１０に示すよう
に、レンジゲート回路６０、サンプルホールド回路６
１、バンドパスフィルタ６３、アナログ・ディジタル・
コンバータ６５、高速フーリエ変換回路（ＦＦＴ）６７
からなるスペクトラムドプラ回路５０を併用してもよ
い。この場合、自己相関演算部３９は、アナログ・ディ
ジタル・コンバータ６５の出力、つまり血流の偏移周波
数信号が供給されるように接続される。
に、レンジゲート回路６０、サンプルホールド回路６
１、バンドパスフィルタ６３、アナログ・ディジタル・
コンバータ６５、高速フーリエ変換回路（ＦＦＴ）６７
からなるスペクトラムドプラ回路５０を併用してもよ
い。この場合、自己相関演算部３９は、アナログ・ディ
ジタル・コンバータ６５の出力、つまり血流の偏移周波
数信号が供給されるように接続される。
【００４６】
【発明の効果】本発明では、従来のように“最高周波
数”により注目血管の血流の時間変化を生成するのでは
なく、“平均周波数”、つまり平均速度により注目血管
の血流の時間変化を生成するので、超音波造影剤の反射
増強作用によって時間変化が変動することはない。ま
た、局所領域内の複数のサンプル点のうち特徴的な平均
周波数を取り出して時間変化を生成しているので、従来
のように呼吸動や拍動等の体動によりサンプルボリュー
ムが注目血管からはずれてしまうことに起因する時間変
化の変動は軽減される。したがって、注目血管の血流の
動き以外の要因で時間変化が変動することが軽減され得
る。
数”により注目血管の血流の時間変化を生成するのでは
なく、“平均周波数”、つまり平均速度により注目血管
の血流の時間変化を生成するので、超音波造影剤の反射
増強作用によって時間変化が変動することはない。ま
た、局所領域内の複数のサンプル点のうち特徴的な平均
周波数を取り出して時間変化を生成しているので、従来
のように呼吸動や拍動等の体動によりサンプルボリュー
ムが注目血管からはずれてしまうことに起因する時間変
化の変動は軽減される。したがって、注目血管の血流の
動き以外の要因で時間変化が変動することが軽減され得
る。
【００４７】さらに、本発明では、平均周波数を自己相
関処理により求めているので、回路規模の増大を回避で
きる。つまり、従来のスペクトラムドプラによっても、
スペクトラムドプラ波形から平均周波数を演算し、この
平均周波数の時間変化を生成することにより、本発明と
同様な“平均周波数”の時間変化を求めることはできる
のであるが、このための回路規模は、自己相関回路より
も３０倍程度の工程数の高速フーリエ変換回路とスペク
トラムドプラ波形から平均周波数を演算するための演算
回路とが必要になってしまう。
関処理により求めているので、回路規模の増大を回避で
きる。つまり、従来のスペクトラムドプラによっても、
スペクトラムドプラ波形から平均周波数を演算し、この
平均周波数の時間変化を生成することにより、本発明と
同様な“平均周波数”の時間変化を求めることはできる
のであるが、このための回路規模は、自己相関回路より
も３０倍程度の工程数の高速フーリエ変換回路とスペク
トラムドプラ波形から平均周波数を演算するための演算
回路とが必要になってしまう。
【図１】本発明の一実施形態に係る超音波診断装置の構
成図。
成図。
【図２】Ｂモードのための広域ＲＯＩを示す図。
【図３】注目血管を含む局所ＲＯＩを示す図。
【図４】図１の血流波形検出部の構成図。
【図５】図１の血流波形検出部で作成される注目血管の
血流に関する平均速度の時間変化を示す図。
血流に関する平均速度の時間変化を示す図。
【図６】並列多方向同時受信法の説明図。
【図７】レート周波数とフレームレートとの関係を示す
図。
図。
【図８】第１の実施形態による送受信動作説明図。
【図９】図１の補間部５１で補間された平均速度の時間
変化を示す図。
変化を示す図。
【図１０】図１の超音波診断装置の変形された構成図。
【図１１】従来のスペクトラムドプラ対応の超音波診断
装置の構成図。
装置の構成図。
【図１２】従来のスペクトラムドプラにより得られるス
ペクトラムドプラ波形を示す図。
ペクトラムドプラ波形を示す図。
【図１３】超音波造影剤による最高速度変動の原理説明
図。
図。
【図１４】体動によってサンプルボリュームが注目部位
から外れる様子を示す図。
から外れる様子を示す図。
１１…超音波プローブ、 １３…クロック発生回路、 １５…送信遅延回路、 １７…パルサ、 １９…プリアンプ、 ２１…受信遅延加算回路、 ２３…レシーバ、 ２５…Ｂモード用メモリ、 ２７…ディジタル・スキャン・コンバータ、 ２９…モニタ、 ３１…ドプラ演算部、 ３２…直交位相検波部、 ３３…アナログ・ディジタル・コンバータ、 ３５…バッファ、 ３７…クラッタ除去フィルタ、 ３９…自己相関演算部、 ４１…演算部、 ４３…ドプラ用メモリ、 ４５…検出波形検出部、 ４７…ＣＰＵ、 ４９…トラックボール。
Claims (8)
- 【請求項１】 被検体内の注目血管を含む局所領域を超
音波でスキャンすることにより反射信号を収集するスキ
ャン手段と、 前記反射信号から血流に関するドプラ信号を抽出する手
段と、 前記ドプラ信号を自己相関処理により周波数解析して前
記局所領域内の複数のサンプル点毎の平均周波数を求め
る自己相関手段と、 前記複数のサンプル点の中の特徴的な平均周波数を取り
出して前記注目血管の血流に関する平均周波数の時間変
化を生成し、この時間変化をグラフとして表示する時間
変化生成手段とを具備したことを特徴とする超音波診断
装置。 - 【請求項２】 前記時間変化生成手段は、前記複数のサ
ンプル点の中の最も高周波の平均周波数を前記特徴的な
平均周波数として取り出すことを特徴とする請求項１記
載の超音波診断装置。 - 【請求項３】 前記時間変化生成手段は、前記複数のサ
ンプル点の中の最大パワーを示す平均周波数を前記特徴
的な平均周波数として取り出すことを特徴とする請求項
１記載の超音波診断装置。 - 【請求項４】 前記時間変化生成手段は、前記複数のサ
ンプル点の全てに関する平均周波数の時間変化をパワー
に応じた輝度で表示することを特徴とする請求項１記載
の超音波診断装置。 - 【請求項５】 前記時間変化生成手段は、前記時間変化
を補間する手段を有することを特徴とする請求項１記載
の超音波診断装置。 - 【請求項６】 前記平均周波数は５０Ｈｚ以上の周期で
生成されることを特徴とする請求項１記載の超音波診断
装置。 - 【請求項７】 前記スキャン手段は、１回の送信に対し
て多方向からの反射波を受信する並列多方向同時受信を
行うことを特徴とする請求項６記載の超音波診断装置。 - 【請求項８】 前記スキャン手段は、前記平均周波数が
少なくとも１／５０秒以上の周期で生成されるように、
超音波送信の繰り返し周波数、前記局所領域内のラスタ
本数、前記並列多方向同時受信の同時受信方向数、前記
自己相関処理のデータ数の少なくとも１つを調整するこ
とを特徴とする請求項６記載の超音波診断装置。
Priority Applications (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP27818696A JP3746115B2 (ja) | 1996-10-21 | 1996-10-21 | 超音波診断装置 |
| US08/953,994 US5971927A (en) | 1996-10-21 | 1997-10-20 | Ultrasonic diagnostic apparatus for obtaining blood data |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP27818696A JP3746115B2 (ja) | 1996-10-21 | 1996-10-21 | 超音波診断装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH10118068A true JPH10118068A (ja) | 1998-05-12 |
| JP3746115B2 JP3746115B2 (ja) | 2006-02-15 |
Family
ID=17593795
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP27818696A Expired - Fee Related JP3746115B2 (ja) | 1996-10-21 | 1996-10-21 | 超音波診断装置 |
Country Status (2)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5971927A (ja) |
| JP (1) | JP3746115B2 (ja) |
Cited By (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2005323924A (ja) * | 2004-05-17 | 2005-11-24 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | 超音波撮像装置 |
| JP2014136103A (ja) * | 2013-01-18 | 2014-07-28 | Fujifilm Corp | 光音響画像生成装置および光音響画像生成方法 |
| JP2014136102A (ja) * | 2013-01-18 | 2014-07-28 | Fujifilm Corp | ドプラ計測装置およびドプラ計測方法 |
| WO2014136528A1 (ja) * | 2013-03-06 | 2014-09-12 | 株式会社東芝 | 超音波診断装置 |
| US9861341B2 (en) | 2014-01-29 | 2018-01-09 | Toshiba Medical Systems Corporation | Ultrasound diagnosis apparatus |
| JP2019103919A (ja) * | 2013-01-22 | 2019-06-27 | キヤノンメディカルシステムズ株式会社 | 超音波診断装置、画像処理装置及び画像処理方法 |
Families Citing this family (36)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH11221210A (ja) * | 1998-02-09 | 1999-08-17 | Aloka Co Ltd | 超音波診断装置 |
| US7238158B2 (en) * | 1999-05-28 | 2007-07-03 | Allez Physionix, Ltd. | Pulse interleaving in doppler ultrasound imaging |
| US7534209B2 (en) * | 2000-05-26 | 2009-05-19 | Physiosonics, Inc. | Device and method for mapping and tracking blood flow and determining parameters of blood flow |
| US6682483B1 (en) | 1999-05-28 | 2004-01-27 | Vuesonix Sensors, Inc. | Device and method for mapping and tracking blood flow and determining parameters of blood flow |
| EP1196090B1 (en) * | 1999-05-28 | 2009-10-28 | PhysioSonics, Inc. | Device and method for mapping and tracking blood flow and determining parameters of blood flow |
| US7399279B2 (en) * | 1999-05-28 | 2008-07-15 | Physiosonics, Inc | Transmitter patterns for multi beam reception |
| KR100811019B1 (ko) * | 1999-08-09 | 2008-03-11 | 크로스 매치 테크놀로지스, 인크. | 압전막 지문 스캐너 |
| US6685645B1 (en) * | 2001-10-20 | 2004-02-03 | Zonare Medical Systems, Inc. | Broad-beam imaging |
| US20030001459A1 (en) * | 2000-03-23 | 2003-01-02 | Cross Match Technologies, Inc. | Secure wireless sales transaction using print information to verify a purchaser's identity |
| AU2001245936A1 (en) * | 2000-03-23 | 2001-10-03 | Cross Match Technologies, Inc. | Piezoelectric identification device and applications thereof |
| US7067962B2 (en) | 2000-03-23 | 2006-06-27 | Cross Match Technologies, Inc. | Multiplexer for a piezo ceramic identification device |
| US7141918B2 (en) * | 2000-03-23 | 2006-11-28 | Cross Match Technologies, Inc. | Method for obtaining biometric data for an individual in a secure transaction |
| US6368277B1 (en) * | 2000-04-05 | 2002-04-09 | Siemens Medical Solutions Usa, Inc. | Dynamic measurement of parameters within a sequence of images |
| US7547283B2 (en) * | 2000-11-28 | 2009-06-16 | Physiosonics, Inc. | Methods for determining intracranial pressure non-invasively |
| US20060100530A1 (en) * | 2000-11-28 | 2006-05-11 | Allez Physionix Limited | Systems and methods for non-invasive detection and monitoring of cardiac and blood parameters |
| US6689064B2 (en) * | 2001-06-22 | 2004-02-10 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Ultrasound clutter filter |
| JP3898047B2 (ja) * | 2001-07-09 | 2007-03-28 | セイコーインスツル株式会社 | 血液レオロジー測定装置 |
| US20040254461A1 (en) * | 2002-03-20 | 2004-12-16 | Ackerman William H. | Acoustic beam shaping by pulse power modulation at constant amplitude |
| US20040220474A1 (en) * | 2002-03-20 | 2004-11-04 | Kenneth Abend | Determining the power of an ultrasound reflection using an autocorrelation technique |
| JP2006524330A (ja) * | 2003-03-14 | 2006-10-26 | ブエソニクス センサーズ インコーポレイテッド | 多重ビームの形成方法および装置 |
| WO2004082461A2 (en) * | 2003-03-17 | 2004-09-30 | Vuesonix Sensors, Inc. | Increased sensitivity for 4-d doppler ultrasound imaging |
| US20040254468A1 (en) * | 2003-03-27 | 2004-12-16 | Vuesonix Sensors, Inc. | Mapping and tracking blood flow using reduced-element probe |
| US20050054931A1 (en) * | 2003-09-09 | 2005-03-10 | Clark David W. | Tracking clutter filter for spectral & audio doppler |
| EP1682006A4 (en) * | 2003-10-29 | 2011-01-26 | Physiosonics Inc | METHOD AND DEVICE FOR DETERMINING A MIDDLE LINE OF AN ULTRASONIC LIQUID FLOW |
| JP2006053773A (ja) * | 2004-08-12 | 2006-02-23 | Sony Corp | 画像処理方法およびその装置 |
| ITPI20040066A1 (it) * | 2004-09-21 | 2004-12-21 | Cnr Consiglio Naz Delle Ricerche | Metodo e dispositivo per la valutazione automatica di indici di funzionalita' cardiovascolare mediante elaborazione di immagini ecografiche |
| US8257286B2 (en) | 2006-09-21 | 2012-09-04 | Tyco Healthcare Group Lp | Safety connector apparatus |
| EP1974672B9 (en) * | 2007-03-28 | 2014-04-16 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Ultrasonic imaging apparatus and ultrasonic velocity optimization method |
| US8257287B2 (en) * | 2008-03-20 | 2012-09-04 | Tyco Healthcare Group Lp | Safety connector assembly |
| JP5689678B2 (ja) * | 2010-12-27 | 2015-03-25 | 株式会社東芝 | 超音波装置 |
| JP2012176232A (ja) * | 2011-02-04 | 2012-09-13 | Toshiba Corp | 超音波診断装置、超音波画像処理装置及び超音波画像処理プログラム |
| EP2628449B1 (en) * | 2012-02-17 | 2020-05-20 | Samsung Electronics Co., Ltd. | Ultrasound apparatus and method of generating ultrasound image |
| JP6139186B2 (ja) * | 2013-03-11 | 2017-05-31 | 東芝メディカルシステムズ株式会社 | 超音波診断装置、画像処理装置及び画像処理プログラム |
| US10610181B2 (en) * | 2015-02-27 | 2020-04-07 | Siemens Healthcare Gmbh | Robust calcification tracking in fluoroscopic imaging |
| JP6411969B2 (ja) * | 2015-08-17 | 2018-10-24 | 富士フイルム株式会社 | 超音波診断装置およびドプラ波形画像生成方法 |
| CN108882916B (zh) | 2016-09-30 | 2022-06-10 | 深圳迈瑞生物医疗电子股份有限公司 | 超声血流的参数显示方法及其超声成像系统 |
Family Cites Families (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH06209941A (ja) * | 1993-01-18 | 1994-08-02 | Toshiba Corp | 超音波診断装置 |
| JPH06327672A (ja) * | 1993-05-18 | 1994-11-29 | Toshiba Medical Eng Co Ltd | 超音波ドプラ診断装置 |
| US5469849A (en) * | 1993-06-14 | 1995-11-28 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Ultrasound diagnosis apparatus |
| US5456255A (en) * | 1993-07-12 | 1995-10-10 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Ultrasonic diagnosis apparatus |
| US5419332A (en) * | 1993-08-02 | 1995-05-30 | Sabbah; Benjamin | Mapping of flow parameters |
| US5551434A (en) * | 1994-06-22 | 1996-09-03 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Ultrasonic imaging diagnosis apparatus |
-
1996
- 1996-10-21 JP JP27818696A patent/JP3746115B2/ja not_active Expired - Fee Related
-
1997
- 1997-10-20 US US08/953,994 patent/US5971927A/en not_active Expired - Lifetime
Cited By (7)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2005323924A (ja) * | 2004-05-17 | 2005-11-24 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | 超音波撮像装置 |
| JP4700926B2 (ja) * | 2004-05-17 | 2011-06-15 | ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー | 超音波撮像装置 |
| JP2014136103A (ja) * | 2013-01-18 | 2014-07-28 | Fujifilm Corp | 光音響画像生成装置および光音響画像生成方法 |
| JP2014136102A (ja) * | 2013-01-18 | 2014-07-28 | Fujifilm Corp | ドプラ計測装置およびドプラ計測方法 |
| JP2019103919A (ja) * | 2013-01-22 | 2019-06-27 | キヤノンメディカルシステムズ株式会社 | 超音波診断装置、画像処理装置及び画像処理方法 |
| WO2014136528A1 (ja) * | 2013-03-06 | 2014-09-12 | 株式会社東芝 | 超音波診断装置 |
| US9861341B2 (en) | 2014-01-29 | 2018-01-09 | Toshiba Medical Systems Corporation | Ultrasound diagnosis apparatus |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP3746115B2 (ja) | 2006-02-15 |
| US5971927A (en) | 1999-10-26 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| JP3746115B2 (ja) | 超音波診断装置 | |
| JP4722283B2 (ja) | 連続データ獲得を用いた超音波フロー・イメージングにおける運動の可視化のための方法および装置 | |
| US8597191B2 (en) | Ultrasonic imaging apparatus and a method of generating ultrasonic images | |
| JP5788229B2 (ja) | 超音波診断装置 | |
| JP4831281B2 (ja) | 超音波撮像における自動血管追尾のための方法及び装置 | |
| JP3462584B2 (ja) | 超音波診断装置 | |
| JP5715594B2 (ja) | フローパラメータイメージングのための方法及び装置 | |
| JP2849827B2 (ja) | パルスドップラ信号のフーリエプロセッシング方法および装置 | |
| KR102025328B1 (ko) | 평면파 합성을 이용한 초음파 벡터 도플러 영상의 생성 장치 및 방법 | |
| JP4627366B2 (ja) | パケット・データ獲得を用いた超音波フロー撮像における運動の可視化のための方法および装置 | |
| JP2004073287A (ja) | 超音波診断装置、超音波画像表示装置および超音波画像表示方法 | |
| US10624608B2 (en) | Ultrasonic diagnostic apparatus | |
| JP4297699B2 (ja) | スペクトル歪み度を描出するための方法及び装置 | |
| EP1003051A2 (en) | Ultrasonic imaging apparatus | |
| US7261695B2 (en) | Trigger extraction from ultrasound doppler signals | |
| JPH10165400A (ja) | 超音波診断装置 | |
| JP5455567B2 (ja) | 超音波診断装置 | |
| CN106659470B (zh) | 超声波诊断装置 | |
| KR101809358B1 (ko) | 새로운 평면파 합성을 이용한 초음파 도플러 영상 장치 및 그 제어 방법 | |
| EP0430094B1 (en) | Method and apparatus for imaging blood flow in a living body | |
| JP4503802B2 (ja) | 超音波診断装置 | |
| Bashford et al. | Direct comparison of feature tracking and autocorrelation for velocity estimation | |
| JP5996694B2 (ja) | 超音波診断装置 | |
| JP2020010748A (ja) | ドプラ波形処理装置 | |
| WO2009031078A1 (en) | Spectral and color doppler imaging system and method |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| A977 | Report on retrieval |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A971007 Effective date: 20050406 |
|
| A131 | Notification of reasons for refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20050412 |
|
| A521 | Written amendment |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20050613 |
|
| TRDD | Decision of grant or rejection written | ||
| A01 | Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01 Effective date: 20051115 |
|
| A61 | First payment of annual fees (during grant procedure) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61 Effective date: 20051121 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20091202 Year of fee payment: 4 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20091202 Year of fee payment: 4 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20101202 Year of fee payment: 5 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20101202 Year of fee payment: 5 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20111202 Year of fee payment: 6 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20121202 Year of fee payment: 7 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20131202 Year of fee payment: 8 |
|
| LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |