JPH1133024A - 超音波ドプラ診断装置 - Google Patents
超音波ドプラ診断装置Info
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- JPH1133024A JPH1133024A JP9194041A JP19404197A JPH1133024A JP H1133024 A JPH1133024 A JP H1133024A JP 9194041 A JP9194041 A JP 9194041A JP 19404197 A JP19404197 A JP 19404197A JP H1133024 A JPH1133024 A JP H1133024A
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- Japan
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- doppler
- frequency
- ultrasonic
- signal
- time
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Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
- A61B8/08—Detecting organic movements or changes, e.g. tumours, cysts, swellings
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
- A61B8/48—Diagnostic techniques
- A61B8/488—Diagnostic techniques involving Doppler signals
Abstract
(57)【要約】
【課題】超音波画像に含まれるノイズの影響を抑制して
最大周波数や重心周波数のトレース精度を向上し得る超
音波ドプラ診断装置を提供すること。 【解決手段】本発明に係る被検体内の運動流体を含む診
断部位との間で超音波ビームを送受信し、得られた受信
信号から所望のレンジゲート位置の流体に起因したドプ
ラ信号を抽出し、このドプラ信号に基づいてドプラスペ
クトラムを演算し、このドプラスペクトラムの時間変化
を縦軸を周波数、横軸を時間、信号強度又はパワーを輝
度として表すドプラ画像を作成する超音波ドプラ診断装
置は、ドプラ画像の中のノイズが支配的な特定領域の輝
度平均に基づいて閾値を決定し、ドプラ画像に対して輝
度が閾値を越える周波数成分の中の最大周波数を時間ご
とに検出する画像処理演算部３０１を具備する。
最大周波数や重心周波数のトレース精度を向上し得る超
音波ドプラ診断装置を提供すること。 【解決手段】本発明に係る被検体内の運動流体を含む診
断部位との間で超音波ビームを送受信し、得られた受信
信号から所望のレンジゲート位置の流体に起因したドプ
ラ信号を抽出し、このドプラ信号に基づいてドプラスペ
クトラムを演算し、このドプラスペクトラムの時間変化
を縦軸を周波数、横軸を時間、信号強度又はパワーを輝
度として表すドプラ画像を作成する超音波ドプラ診断装
置は、ドプラ画像の中のノイズが支配的な特定領域の輝
度平均に基づいて閾値を決定し、ドプラ画像に対して輝
度が閾値を越える周波数成分の中の最大周波数を時間ご
とに検出する画像処理演算部３０１を具備する。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、超音波のドプラ効
果を利用して、血流などの体内の流体の運動状態を診断
する超音波ドプラ診断装置に関する。
果を利用して、血流などの体内の流体の運動状態を診断
する超音波ドプラ診断装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】超音波の医学的な応用としては種々の装
置があるが、その主流は超音波パルス反射法を用いて生
体の軟部組織の断層像を超音波診断装置である。この超
音波診断装置は無侵襲検査法で、組織の断層像を表示す
るものであり、Ｘ線診断装置、Ｘ線ＣＴ装置、ＭＲＩお
よび核医学診断装置などの他の診断装置に比べて、リア
ルタイム表示が可能、装置が小型で安価、Ｘ線などの被
曝がなく安全性が高く、さらに超音波ドプラ法により血
流イメージングが可能であるなどの独自の特徴を有して
いる。
置があるが、その主流は超音波パルス反射法を用いて生
体の軟部組織の断層像を超音波診断装置である。この超
音波診断装置は無侵襲検査法で、組織の断層像を表示す
るものであり、Ｘ線診断装置、Ｘ線ＣＴ装置、ＭＲＩお
よび核医学診断装置などの他の診断装置に比べて、リア
ルタイム表示が可能、装置が小型で安価、Ｘ線などの被
曝がなく安全性が高く、さらに超音波ドプラ法により血
流イメージングが可能であるなどの独自の特徴を有して
いる。
【０００３】このため心臓、腹部、乳腺、泌尿器、およ
び産婦人科などでその活用範囲は広い。特に、超音波プ
ローブを体表から割り当てるだけの簡単な操作で心臓の
拍動や胎児の動きの様子がリアルタイム表示で得られ、
かつ安全性が高いため繰り返して検査が行えるほか、ベ
ッドサイドへ移動していっての検査も容易に行えるなど
簡便である。
び産婦人科などでその活用範囲は広い。特に、超音波プ
ローブを体表から割り当てるだけの簡単な操作で心臓の
拍動や胎児の動きの様子がリアルタイム表示で得られ、
かつ安全性が高いため繰り返して検査が行えるほか、ベ
ッドサイドへ移動していっての検査も容易に行えるなど
簡便である。
【０００４】さらに近年では、超音波パルスドプラ法と
超音波パルス反射法とを併用し、一つの超音波プローブ
で断層像（白黒Ｂモード像）と血流情報とを得るととも
に、少なくともその血流情報をリアルタイムで表示でき
るようにした超音波ドプラ診断装置が普及している。
超音波パルス反射法とを併用し、一つの超音波プローブ
で断層像（白黒Ｂモード像）と血流情報とを得るととも
に、少なくともその血流情報をリアルタイムで表示でき
るようにした超音波ドプラ診断装置が普及している。
【０００５】この超音波ドプラ診断装置は、血流情報と
して血流速度を計測するものであり、送信制御及び受信
制御のためのパルス発生回路は、クロック回路、分周回
路などを備えており、所定周波数のクロックパルスに基
づいて超音波繰り返し周波数に相当するレートパルスを
生成し、そのレートパルスをパルサに供給している。パ
ルサは、供給されたレートパルスに同期して高電圧の駆
動電圧パルスで超音波振動子を励振する。この励振によ
り、超音波振動子から超音波パルスが生体内に送波さ
れ、この送波された超音波パルスの一部は、生体内の血
管壁及び血管内の血流（主に赤血球）で反射して超音波
エコーとなる。このエコーは、超音波のドプラ効果を受
けている。つまり、生体内を流れている血流に対して超
音波パルスを走波すると、流動する血流によって散乱さ
れ、ドプラ偏移を受ける。このため、超音波ビームの中
心周波数ｆｃがｆｄだけ変化し、受信周波数ｆはｆ＝ｆ
ｃ＋ｆｄとなる。このドプラ偏移周波数ｆｄは、血流速
度ｖ、超音波ビームと血管の成す角度θ、音速ｃとし
て、およそ以下のように表される。
して血流速度を計測するものであり、送信制御及び受信
制御のためのパルス発生回路は、クロック回路、分周回
路などを備えており、所定周波数のクロックパルスに基
づいて超音波繰り返し周波数に相当するレートパルスを
生成し、そのレートパルスをパルサに供給している。パ
ルサは、供給されたレートパルスに同期して高電圧の駆
動電圧パルスで超音波振動子を励振する。この励振によ
り、超音波振動子から超音波パルスが生体内に送波さ
れ、この送波された超音波パルスの一部は、生体内の血
管壁及び血管内の血流（主に赤血球）で反射して超音波
エコーとなる。このエコーは、超音波のドプラ効果を受
けている。つまり、生体内を流れている血流に対して超
音波パルスを走波すると、流動する血流によって散乱さ
れ、ドプラ偏移を受ける。このため、超音波ビームの中
心周波数ｆｃがｆｄだけ変化し、受信周波数ｆはｆ＝ｆ
ｃ＋ｆｄとなる。このドプラ偏移周波数ｆｄは、血流速
度ｖ、超音波ビームと血管の成す角度θ、音速ｃとし
て、およそ以下のように表される。
【０００６】 ｆｄ＝｛（２・ｖ・ｃｏｓθ・ｆｃ）／ｃ｝・ｆｃ このため、受信信号からドプラ偏移周波数ｆｄを検出す
ることにより血流速度ｖを知ることができる。このため
に、まず前置増幅器でエコー信号を増幅し、その増幅信
号をミキサでクロックパルスと混合し、その混合信号を
次段のローパスフィルタで高周波成分（２・ｆｃ）を除
去し、ドプラ偏移周波数ｆｄを中心とする低周波分のみ
を抽出する。この信号をここではドプラ偏移信号と称す
る。
ることにより血流速度ｖを知ることができる。このため
に、まず前置増幅器でエコー信号を増幅し、その増幅信
号をミキサでクロックパルスと混合し、その混合信号を
次段のローパスフィルタで高周波成分（２・ｆｃ）を除
去し、ドプラ偏移周波数ｆｄを中心とする低周波分のみ
を抽出する。この信号をここではドプラ偏移信号と称す
る。
【０００７】サンプルホールド回路では、レンジゲート
回路からのサンプリングパルスに従ってドプラ偏移信号
にゲートを掛けて、所望の観測位置、すなわちサンプリ
ング・ラスタ上に設定されたレンジゲート（サンプリン
グポイント、サンプリングボリュームともいう）の位置
に対応するドプラ偏移信号をサンプリングする。レンジ
ゲート回路は遅延時間を任意に設定できる回路で、超音
波パルスが振動子とレンジゲート位置との間を超音波が
往復伝搬するに等しい時間だけレートパルスよりも遅延
させ、且つ、設定されたパルス幅でサンプリングパルス
を形成する。なお、レンジゲート位置は、オペレータに
より、Ｂモード断層上の血流速度を得たい血管の位置
に、トラックボールやジョイスティックで任意に設定さ
れる。
回路からのサンプリングパルスに従ってドプラ偏移信号
にゲートを掛けて、所望の観測位置、すなわちサンプリ
ング・ラスタ上に設定されたレンジゲート（サンプリン
グポイント、サンプリングボリュームともいう）の位置
に対応するドプラ偏移信号をサンプリングする。レンジ
ゲート回路は遅延時間を任意に設定できる回路で、超音
波パルスが振動子とレンジゲート位置との間を超音波が
往復伝搬するに等しい時間だけレートパルスよりも遅延
させ、且つ、設定されたパルス幅でサンプリングパルス
を形成する。なお、レンジゲート位置は、オペレータに
より、Ｂモード断層上の血流速度を得たい血管の位置
に、トラックボールやジョイスティックで任意に設定さ
れる。
【０００８】バンドパスフィルタでは、サンプルホール
ド回路のサンプリングで生じた高周波成分や血管などの
固定反射信号及び比較的遅い生体内の動きに拠る比較的
低周波のクラッタ成分を除去し、血流のドプラ偏移周波
数成分のみを抽出する。この抽出信号を周波数分析器で
高速フーリエ変換などの周波数分析にかけて、周波数ス
ペクトルパターン（ドプラスペクトラム）を求める。
ド回路のサンプリングで生じた高周波成分や血管などの
固定反射信号及び比較的遅い生体内の動きに拠る比較的
低周波のクラッタ成分を除去し、血流のドプラ偏移周波
数成分のみを抽出する。この抽出信号を周波数分析器で
高速フーリエ変換などの周波数分析にかけて、周波数ス
ペクトルパターン（ドプラスペクトラム）を求める。
【０００９】このようなドプラスペクトラムを周期的に
得、これらを信号強度又はパワーで輝度を割り当てて、
縦軸を周波数として、横軸の時間軸に沿って配列するこ
とにより、図１２に示すようなドプラ偏移周波数の時間
変化を作成し、これをリアルタイムで表示している。な
お、この時間変化を表す画像を、ここでは“ドプラ画
像”と称するものとする。
得、これらを信号強度又はパワーで輝度を割り当てて、
縦軸を周波数として、横軸の時間軸に沿って配列するこ
とにより、図１２に示すようなドプラ偏移周波数の時間
変化を作成し、これをリアルタイムで表示している。な
お、この時間変化を表す画像を、ここでは“ドプラ画
像”と称するものとする。
【００１０】さらに、血流状態を詳細に検討しようとし
て、最高血流速度の時間変化を、図１３中の太線で図示
した如く、最大周波数（最高周波数）のトレースにより
見ることがある。
て、最高血流速度の時間変化を、図１３中の太線で図示
した如く、最大周波数（最高周波数）のトレースにより
見ることがある。
【００１１】しかしながらその場合、血流からのドプラ
信号強度がかならずしも十分とれない場合もある。特
に、最大周波数を示す血流信号の強度又はパワーの値は
小さく、ノイズとの分別が重要である。通常ノイズと信
号の分別は信号強度又はパワーに対する閾値処理によっ
て行われる。閾値を決定する方法としては、ある位置
（時刻）の血流成分の最大輝度値をもとに算出した値を
基準値として用いるトレース方法（特開平７−３０３６
４１号公報）、また、ドプラ波形の存在確率の低い領域
の輝度分布から基準ノイズレベルを検出してトレースす
る方法（特開平７−２４１２９１号公報）等が提案され
ている。
信号強度がかならずしも十分とれない場合もある。特
に、最大周波数を示す血流信号の強度又はパワーの値は
小さく、ノイズとの分別が重要である。通常ノイズと信
号の分別は信号強度又はパワーに対する閾値処理によっ
て行われる。閾値を決定する方法としては、ある位置
（時刻）の血流成分の最大輝度値をもとに算出した値を
基準値として用いるトレース方法（特開平７−３０３６
４１号公報）、また、ドプラ波形の存在確率の低い領域
の輝度分布から基準ノイズレベルを検出してトレースす
る方法（特開平７−２４１２９１号公報）等が提案され
ている。
【００１２】また、重心血流速度の時間変化を、図１４
の太線で図示した如く、重心周波数のトレースにより見
ることがある。さらに、これら最高速度や重心速度のト
レース波形を使って、指定された区間（時間）内におけ
る平均流速値、最高流速値、最低流速値などを計測した
り、これらからさらに様々な特徴量を算出して診断を支
援するようなことも行われている。
の太線で図示した如く、重心周波数のトレースにより見
ることがある。さらに、これら最高速度や重心速度のト
レース波形を使って、指定された区間（時間）内におけ
る平均流速値、最高流速値、最低流速値などを計測した
り、これらからさらに様々な特徴量を算出して診断を支
援するようなことも行われている。
【００１３】
【発明が解決しようとする課題】しかしながら、以下の
ような問題がある。まず、最高周波数のトレースに関し
て、信号（血流）とノイズとを弁別するための閾値を、
血流信号の最高輝度値から予め設定したｄＢだけ下がっ
た所に求めているが、ドプラ信号のＳ／Ｎによっては閾
値が適切とならない場合がある。例えば、Ｓ／Ｎの良い
場合にはドプラ波形の内側（低流速側）をトレースして
しまうし、Ｓ／Ｎの悪い場合にはノイズに引っかかって
局所的に外側（高流速側）をトレースしてしまう。この
様子を図１５に示す。
ような問題がある。まず、最高周波数のトレースに関し
て、信号（血流）とノイズとを弁別するための閾値を、
血流信号の最高輝度値から予め設定したｄＢだけ下がっ
た所に求めているが、ドプラ信号のＳ／Ｎによっては閾
値が適切とならない場合がある。例えば、Ｓ／Ｎの良い
場合にはドプラ波形の内側（低流速側）をトレースして
しまうし、Ｓ／Ｎの悪い場合にはノイズに引っかかって
局所的に外側（高流速側）をトレースしてしまう。この
様子を図１５に示す。
【００１４】また、閾値をノイズレベルから算出する場
合、算出する領域に血流成分の信号が含まれた場合に
は、正確なトレースができない。特開平７−２４１２９
１号公報においては、血流信号の存在確率の低い所を用
いるとしているが、血流信号が領域に入ることを防ぐの
は難しく、特に拍動性に富む波形では血流信号が当該領
域に入り込むことが容易に予想される。臨床的にもこの
ような波形は極めて一般的である。
合、算出する領域に血流成分の信号が含まれた場合に
は、正確なトレースができない。特開平７−２４１２９
１号公報においては、血流信号の存在確率の低い所を用
いるとしているが、血流信号が領域に入ることを防ぐの
は難しく、特に拍動性に富む波形では血流信号が当該領
域に入り込むことが容易に予想される。臨床的にもこの
ような波形は極めて一般的である。
【００１５】一方、重心周波数のトレースに関しては、
ドプラスペクトラム上での重心周波数を自動的にトレー
スする場合に、超音波画像に含まれるノイズの影響によ
りＳ／Ｎが低いドプラ画像では正確に重心の位置を求め
ることは難しく、図１６に示すように、特に低周波数
（低速）側でエラーが生じやすい。
ドプラスペクトラム上での重心周波数を自動的にトレー
スする場合に、超音波画像に含まれるノイズの影響によ
りＳ／Ｎが低いドプラ画像では正確に重心の位置を求め
ることは難しく、図１６に示すように、特に低周波数
（低速）側でエラーが生じやすい。
【００１６】さらに、これらのトレース結果を用いて様
々な特徴量を算出して診断を行う場合、この算出のため
のパラメータとして必要なのは、平均流速値、最高流速
値、最低流速値、さらにこの他に収縮期最大流速値、拡
張末期流速値が必要となる場合があるが、収縮期最大流
速値、拡張末期流速値に関しては従来では自動検出でき
ない。
々な特徴量を算出して診断を行う場合、この算出のため
のパラメータとして必要なのは、平均流速値、最高流速
値、最低流速値、さらにこの他に収縮期最大流速値、拡
張末期流速値が必要となる場合があるが、収縮期最大流
速値、拡張末期流速値に関しては従来では自動検出でき
ない。
【００１７】また、連続した複数心周期に対して独立に
上述のようなパラメータを検出することができないた
め、特徴量も心周期に対応させることができない。本発
明は、このような従来技術の問題に鑑みてなされたもの
で、超音波画像に含まれるノイズの影響を抑制して最大
周波数や重心周波数のトレース精度を向上し得る超音波
ドプラ診断装置を提供することを目的としている。
上述のようなパラメータを検出することができないた
め、特徴量も心周期に対応させることができない。本発
明は、このような従来技術の問題に鑑みてなされたもの
で、超音波画像に含まれるノイズの影響を抑制して最大
周波数や重心周波数のトレース精度を向上し得る超音波
ドプラ診断装置を提供することを目的としている。
【００１８】
【課題を解決するための手段】上記目的を達成させるた
め、この発明に係る超音波ドプラ診断装置は、被検体内
の運動流体を含む診断部位との間で超音波ビームを送受
信する送受信手段と、この送受信手段により得られた受
信信号から所望のレンジゲート位置の流体に起因したド
プラ信号を抽出する抽出手段と、この抽出手段により抽
出されたドプラ信号に基づいてドプラスペクトラムを演
算するスペクトラム演算手段と、このドプラスペクトラ
ムの時間変化を縦軸を周波数、横軸を時間、信号強度又
はパワーを輝度として表すドプラ画像を前記ドプラスペ
クトラムから作成する手段と、前記ドプラ画像の中のノ
イズが支配的な特定領域の輝度平均に基づいて閾値を決
定する手段と、前記ドプラ画像に対して輝度が前記閾値
を越える周波数成分の中の最大周波数を時間ごとに検出
する手段と、前記最大周波数の時間変化を表示する手段
とを具備したことを特徴とする。
め、この発明に係る超音波ドプラ診断装置は、被検体内
の運動流体を含む診断部位との間で超音波ビームを送受
信する送受信手段と、この送受信手段により得られた受
信信号から所望のレンジゲート位置の流体に起因したド
プラ信号を抽出する抽出手段と、この抽出手段により抽
出されたドプラ信号に基づいてドプラスペクトラムを演
算するスペクトラム演算手段と、このドプラスペクトラ
ムの時間変化を縦軸を周波数、横軸を時間、信号強度又
はパワーを輝度として表すドプラ画像を前記ドプラスペ
クトラムから作成する手段と、前記ドプラ画像の中のノ
イズが支配的な特定領域の輝度平均に基づいて閾値を決
定する手段と、前記ドプラ画像に対して輝度が前記閾値
を越える周波数成分の中の最大周波数を時間ごとに検出
する手段と、前記最大周波数の時間変化を表示する手段
とを具備したことを特徴とする。
【００１９】また、本発明に係る超音波ドプラ診断装置
は、被検体内の運動流体を含む診断部位との間で超音波
ビームを送受信する送受信手段と、この送受信手段によ
り得られた受信信号から所望のレンジゲート位置の流体
に起因したドプラ信号を抽出する抽出手段と、この抽出
手段により抽出されたドプラ信号に基づいてドプラスペ
クトラムを演算するスペクトラム演算手段と、このドプ
ラスペクトラムの時間変化を縦軸を周波数、横軸を時
間、信号強度又はパワーを輝度として表すドプラ画像を
前記ドプラスペクトラムから作成する手段と、前記ドプ
ラ画像に対して血流信号存在領域を時間ごとに限定する
手段と、前記血流信号存在領域の範囲内で重心周波数を
時間ごとに計算する手段と、前記重心周波数の時間変化
を表示する手段とを具備したことを特徴とする。 （作用）最大周波数を自動的にトレースする場合、血流
成分の信号が存在する割合が低く、ノイズ成分を多く含
む特定の領域の平均輝度から閾値を決めているので、高
精度にノイズを除去して、最大周波数のトレースを高精
度で行うことができる。
は、被検体内の運動流体を含む診断部位との間で超音波
ビームを送受信する送受信手段と、この送受信手段によ
り得られた受信信号から所望のレンジゲート位置の流体
に起因したドプラ信号を抽出する抽出手段と、この抽出
手段により抽出されたドプラ信号に基づいてドプラスペ
クトラムを演算するスペクトラム演算手段と、このドプ
ラスペクトラムの時間変化を縦軸を周波数、横軸を時
間、信号強度又はパワーを輝度として表すドプラ画像を
前記ドプラスペクトラムから作成する手段と、前記ドプ
ラ画像に対して血流信号存在領域を時間ごとに限定する
手段と、前記血流信号存在領域の範囲内で重心周波数を
時間ごとに計算する手段と、前記重心周波数の時間変化
を表示する手段とを具備したことを特徴とする。 （作用）最大周波数を自動的にトレースする場合、血流
成分の信号が存在する割合が低く、ノイズ成分を多く含
む特定の領域の平均輝度から閾値を決めているので、高
精度にノイズを除去して、最大周波数のトレースを高精
度で行うことができる。
【００２０】また、ドプラスペクトラム上で血流信号の
存在領域を限定してから、重心周波数をトレースするの
で、ノイズの影響を抑えて、高精度に重心周波数のトレ
ースを行うことができる。また、インデックスを簡便に
求める求めることで、計測操作全体を簡便にすることが
できる。
存在領域を限定してから、重心周波数をトレースするの
で、ノイズの影響を抑えて、高精度に重心周波数のトレ
ースを行うことができる。また、インデックスを簡便に
求める求めることで、計測操作全体を簡便にすることが
できる。
【００２１】
【発明の実施の形態】以下、図面を参照して、本発明を
好ましい実施形態により説明する。図１にこの実施形態
に係る超音波ドプラ診断装置の構成を示している。この
診断装置は血流情報として血流速度を計測するものであ
る。
好ましい実施形態により説明する。図１にこの実施形態
に係る超音波ドプラ診断装置の構成を示している。この
診断装置は血流情報として血流速度を計測するものであ
る。
【００２２】超音波振動子２０１は、電気信号を扱う側
と、超音波に内部情報を付与する被検体側との間を媒介
するために、配列された複数の微小圧電素子を先端部分
に有している。この振動子２０１の形態としては、セク
タ対応、リニア対応、コンベックス対応等の中から任意
に選択される。
と、超音波に内部情報を付与する被検体側との間を媒介
するために、配列された複数の微小圧電素子を先端部分
に有している。この振動子２０１の形態としては、セク
タ対応、リニア対応、コンベックス対応等の中から任意
に選択される。
【００２３】パルス発生回路２１０は、クロック回路、
分周回路などを有しており、クロック回路で発生した図
２に示す所定周波数のクロックパルス（ａ）を分周し
て、超音波繰り返し周波数に相当するレートパルス
（ｂ）を生成し、そのレートパルスｂをパルサ２０２に
供給する。
分周回路などを有しており、クロック回路で発生した図
２に示す所定周波数のクロックパルス（ａ）を分周し
て、超音波繰り返し周波数に相当するレートパルス
（ｂ）を生成し、そのレートパルスｂをパルサ２０２に
供給する。
【００２４】パルサ２０２は、パルス発生回路２１０か
ら供給されたレートパルス（ｂ）に同期して高電圧の駆
動電圧パルスを生成し、その駆動電圧パルスにより超音
波振動子２０１を励振する。この励振により、超音波振
動子２０１は超音波パルスを生体（Ｐ）内に送波する。
送波された超音波パルスの一部は、生体（Ｐ）内の血管
壁（ＢＷ）及び血管内の血流（Ｂ）の主に赤血球で反射
する。この超音波エコーは超音波振動子２０１により受
信され、電圧信号としてのエコー信号（ｄ）変換され
る。
ら供給されたレートパルス（ｂ）に同期して高電圧の駆
動電圧パルスを生成し、その駆動電圧パルスにより超音
波振動子２０１を励振する。この励振により、超音波振
動子２０１は超音波パルスを生体（Ｐ）内に送波する。
送波された超音波パルスの一部は、生体（Ｐ）内の血管
壁（ＢＷ）及び血管内の血流（Ｂ）の主に赤血球で反射
する。この超音波エコーは超音波振動子２０１により受
信され、電圧信号としてのエコー信号（ｄ）変換され
る。
【００２５】このエコー信号（ｄ）は、音響インピーダ
ンスの差に関する情報の他に、ドプラ効果による周波数
偏移に関する情報を有している。つまり、生体（Ｐ）内
を流れている血流（血球）に超音波パルスが当たると、
その流動する血流によって散乱され、周波数偏移を受け
る。このため、超音波ビームの中心周波数ｆｃがｆｄだ
け変化し、受信周波数ｆは、（ｆｃ＋ｆｄ）になる。こ
のドプラ偏移周波数ｆｄは、血流速度をｖ、超音波ビー
ムと血管の成す角度をθ、音速をｃとすると、およそ以
下のように表される。
ンスの差に関する情報の他に、ドプラ効果による周波数
偏移に関する情報を有している。つまり、生体（Ｐ）内
を流れている血流（血球）に超音波パルスが当たると、
その流動する血流によって散乱され、周波数偏移を受け
る。このため、超音波ビームの中心周波数ｆｃがｆｄだ
け変化し、受信周波数ｆは、（ｆｃ＋ｆｄ）になる。こ
のドプラ偏移周波数ｆｄは、血流速度をｖ、超音波ビー
ムと血管の成す角度をθ、音速をｃとすると、およそ以
下のように表される。
【００２６】ｆｄ＝（２・ｖ・ cosθ・ｆｃ）／ｃ 従って、ドプラ偏移周波数ｆｄを検出することにより、
血流速度のビーム方向成分（ｖ・ cosθ）を知ることが
できる。
血流速度のビーム方向成分（ｖ・ cosθ）を知ることが
できる。
【００２７】受信側では、まず、前置増幅器２０３でエ
コー信号（ｄ）を増幅し、その増幅信号をミキサ２０４
で参照周波数（ｆｃ）と混合し、その混合信号（２・ｆ
ｃ＋ｆｄ）の高周波成分（２・ｆｃ）を次段のローパス
フィルタ２０５で除去する。
コー信号（ｄ）を増幅し、その増幅信号をミキサ２０４
で参照周波数（ｆｃ）と混合し、その混合信号（２・ｆ
ｃ＋ｆｄ）の高周波成分（２・ｆｃ）を次段のローパス
フィルタ２０５で除去する。
【００２８】そして、このドプラ偏移周波数ｆｄを中心
とする低周波分のみからなる信号（以下、“ドプラ信
号”と称する）の一部分が、レンジゲート回路２１１か
らのサンプリングパルスに従ってサンプルホールド回路
２０６でサンプルされ、ホールドされる。
とする低周波分のみからなる信号（以下、“ドプラ信
号”と称する）の一部分が、レンジゲート回路２１１か
らのサンプリングパルスに従ってサンプルホールド回路
２０６でサンプルされ、ホールドされる。
【００２９】レンジゲート回路２１１は、遅延時間を任
意に設定できる回路で、超音波パルスが振動子２０１
と、オペレータにより任意の深さに設定されたレンジゲ
ート（サンプリングポイント、サンプリングボリューム
ともいう）との間の距離を超音波が往復伝搬するに等し
い時間だけ、レートパルス（ｂ）よりも遅延させたタイ
ミングで、所定のパルス幅のサンプリングパルス（ｃ）
を発生する。このサンプリングパルス（ｃ）により、血
流（Ｂ）の速度の観測位置、すなわちサンプリング・ラ
スタ上の血流（Ｂ）に対して設定されたレンジゲートの
位置で周波数偏移を受けたドプラ信号を抽出することが
できる。
意に設定できる回路で、超音波パルスが振動子２０１
と、オペレータにより任意の深さに設定されたレンジゲ
ート（サンプリングポイント、サンプリングボリューム
ともいう）との間の距離を超音波が往復伝搬するに等し
い時間だけ、レートパルス（ｂ）よりも遅延させたタイ
ミングで、所定のパルス幅のサンプリングパルス（ｃ）
を発生する。このサンプリングパルス（ｃ）により、血
流（Ｂ）の速度の観測位置、すなわちサンプリング・ラ
スタ上の血流（Ｂ）に対して設定されたレンジゲートの
位置で周波数偏移を受けたドプラ信号を抽出することが
できる。
【００３０】バンドパスフィルタ２０７では、サンプル
ホールド回路２０６のサンプリングで生じた高周波成分
や、血管などの固定反射信号及び比較的遅い生体内の動
きによる比較的低周波のクラッタ成分を除去し、血流
（Ｂ）のドプラ偏移周波数のみを抽出する。
ホールド回路２０６のサンプリングで生じた高周波成分
や、血管などの固定反射信号及び比較的遅い生体内の動
きによる比較的低周波のクラッタ成分を除去し、血流
（Ｂ）のドプラ偏移周波数のみを抽出する。
【００３１】この抽出信号が次段の周波数分析器２０８
に送られ、高速フーリエ変換（ＦＦＴ）などの周波数分
析によってドプラ偏移周波数の周波数スペクトラムが演
算される。この周波数スペクトラムは、表示器２０９に
送られ、ここで縦軸を周波数、横軸を時間、信号強度又
はパワーを輝度として図１２に示したようなドプラ画像
（ドプラスペクトラムの時間変化）として表示される。
に送られ、高速フーリエ変換（ＦＦＴ）などの周波数分
析によってドプラ偏移周波数の周波数スペクトラムが演
算される。この周波数スペクトラムは、表示器２０９に
送られ、ここで縦軸を周波数、横軸を時間、信号強度又
はパワーを輝度として図１２に示したようなドプラ画像
（ドプラスペクトラムの時間変化）として表示される。
【００３２】この超音波ドプラ診断装置波、さらに、画
像処理演算部３０１と、画像処理のためにフリーズした
ドプラ画像を記憶するためのフリーズ用メモリ３０２
と、操作パネル３０３とを特徴的に備えている。
像処理演算部３０１と、画像処理のためにフリーズした
ドプラ画像を記憶するためのフリーズ用メモリ３０２
と、操作パネル３０３とを特徴的に備えている。
【００３３】画像処理演算部３０１は、コンピュータを
有し、操作パネル３０３を介して入力されたフリーズ指
令信号により、フリーズ用メモリ３０２からフリーズに
係るドプラ画像のデータを読み込み、そしてこのドプラ
画像に対して最大周波数トレースや重心周波数トレース
を実施し、これらトレース結果を利用して様々な特徴的
な速度を検出して、この検出結果を表示器２０９に供給
する。
有し、操作パネル３０３を介して入力されたフリーズ指
令信号により、フリーズ用メモリ３０２からフリーズに
係るドプラ画像のデータを読み込み、そしてこのドプラ
画像に対して最大周波数トレースや重心周波数トレース
を実施し、これらトレース結果を利用して様々な特徴的
な速度を検出して、この検出結果を表示器２０９に供給
する。
【００３４】操作パネル３０３は、オペレータが任意に
操作可能なトラックボールやキーボードを備えており、
この操作パネル３０３の操作を介して前述したレンジゲ
ートが所望の位置（深さ）に設定され、またフリーズ指
令等が入力され得る。また、操作パネル３０３は表示器
２０９に表示されたドプラスペクトラム上の演算位置
（時間位置）信号を画像処理演算部３０１に出力する。
なお、レンジゲート位置信号及び演算位置信号に対応し
て所定のマーカーが表示器２０９に表示される。
操作可能なトラックボールやキーボードを備えており、
この操作パネル３０３の操作を介して前述したレンジゲ
ートが所望の位置（深さ）に設定され、またフリーズ指
令等が入力され得る。また、操作パネル３０３は表示器
２０９に表示されたドプラスペクトラム上の演算位置
（時間位置）信号を画像処理演算部３０１に出力する。
なお、レンジゲート位置信号及び演算位置信号に対応し
て所定のマーカーが表示器２０９に表示される。
【００３５】なお、レンジゲートの位置情報はレンジゲ
ート回路２１１にも送られ、指定したレンジゲートの位
置（深さ）に対応した走査線上に受信超音波ビームを絞
ることができるようになっている。
ート回路２１１にも送られ、指定したレンジゲートの位
置（深さ）に対応した走査線上に受信超音波ビームを絞
ることができるようになっている。
【００３６】次に、画像処理演算部３０１の処理につい
て図３を参照して説明する。まず、ステップＳ１１にお
いて、まず、画像処理演算部３０１は、フリーズが指令
されたときに表示されているドプラ画像のデータを、最
大周波数トレースや重心周波数トレース、またこれらト
レース結果を利用した様々な特徴的な速度の検出の対象
として、フリーズ用メモリ３０２から読み込む。
て図３を参照して説明する。まず、ステップＳ１１にお
いて、まず、画像処理演算部３０１は、フリーズが指令
されたときに表示されているドプラ画像のデータを、最
大周波数トレースや重心周波数トレース、またこれらト
レース結果を利用した様々な特徴的な速度の検出の対象
として、フリーズ用メモリ３０２から読み込む。
【００３７】次に、ステップＳ１２では、血流信号成分
とノイズ成分とを弁別するための閾値を決定するために
最適な閾値演算領域を選択する。この選択にあたって
は、図４と図５に示すように、複数、個々では６つの閾
値演算領域の候補（以下、“サンプル領域”と称する）
が予め画像上に規定されている。このサンプル領域の中
から、上述した最適な１つの閾値演算領域を選択するの
は、輝度の平均値を領域ごとに演算し、この平均値の比
較により行うのであり、具体的には平均値が最小のサン
プル領域を閾値演算領域として選出する（図６参照）。
上述したように、ドプラ画像の輝度は各周波数での信号
強度又はパワーによって決められており、一般的には、
ランダムに発生するノイズの信号強度又はパワーは、血
流信号の信号強度又はパワーより小さくなる。従って、
平均値が最小のサンプル領域とは、その領域内で血流信
号成分の占める割合が最小で、しかもノイズ成分の占め
る割合が最大となる傾向にある。勿論、予めサンプル領
域を規定せずに、オペレータが血流信号成分の割合が低
く、理想的にはこの割合がゼロで、しかもノイズ成分の
割合が高いと判断した領域を任意の大きさで、任意の形
状に設定できるようにしてもよい。
とノイズ成分とを弁別するための閾値を決定するために
最適な閾値演算領域を選択する。この選択にあたって
は、図４と図５に示すように、複数、個々では６つの閾
値演算領域の候補（以下、“サンプル領域”と称する）
が予め画像上に規定されている。このサンプル領域の中
から、上述した最適な１つの閾値演算領域を選択するの
は、輝度の平均値を領域ごとに演算し、この平均値の比
較により行うのであり、具体的には平均値が最小のサン
プル領域を閾値演算領域として選出する（図６参照）。
上述したように、ドプラ画像の輝度は各周波数での信号
強度又はパワーによって決められており、一般的には、
ランダムに発生するノイズの信号強度又はパワーは、血
流信号の信号強度又はパワーより小さくなる。従って、
平均値が最小のサンプル領域とは、その領域内で血流信
号成分の占める割合が最小で、しかもノイズ成分の占め
る割合が最大となる傾向にある。勿論、予めサンプル領
域を規定せずに、オペレータが血流信号成分の割合が低
く、理想的にはこの割合がゼロで、しかもノイズ成分の
割合が高いと判断した領域を任意の大きさで、任意の形
状に設定できるようにしてもよい。
【００３８】閾値演算領域が決まると、次に、ステップ
Ｓ１３において、図６に示すように、その領域内の輝度
値の標準偏差値を演算し、この標準偏差値とステップＳ
１２で計算済みの輝度平均値とで、次のように閾値を演
算する。
Ｓ１３において、図６に示すように、その領域内の輝度
値の標準偏差値を演算し、この標準偏差値とステップＳ
１２で計算済みの輝度平均値とで、次のように閾値を演
算する。
【００３９】 閾値＝領域内輝度平均値＋領域内輝度標準偏差値×係数 なお、この係数は、オペレータがトレース結果を検証し
て、その精度から判断して任意の値に変更可能とするこ
とが好適である。
て、その精度から判断して任意の値に変更可能とするこ
とが好適である。
【００４０】このように閾値が決まると、ステップＳ１
４において、最大周波数を時間軸に沿ってトレースす
る。このトレースの処理の流れを図７に示している。ス
テップＳ２１では、時間軸上で時刻ごとに各画素の輝度
値（信号強度又はパワー）をステップＳ１３で出力され
た閾値に対して、周波数軸に沿って上方（高周波数側）
から順番に比較していき、図８に示すように、ステップ
Ｓ２２で最初に輝度値が閾値以上と判定された画素の位
置（周波数）を、ステップＳ２３において最大周波数値
として検出する。また、時間軸上で時刻ごとに各画素の
輝度値（信号強度又はパワー）をステップＳ１３で出力
された閾値に対して、周波数軸に沿って下方（低周波数
側）から順番に比較していき、最初に輝度値が閾値以上
と判定された画素の位置（周波数）を、最小周波数値と
して検出する。
４において、最大周波数を時間軸に沿ってトレースす
る。このトレースの処理の流れを図７に示している。ス
テップＳ２１では、時間軸上で時刻ごとに各画素の輝度
値（信号強度又はパワー）をステップＳ１３で出力され
た閾値に対して、周波数軸に沿って上方（高周波数側）
から順番に比較していき、図８に示すように、ステップ
Ｓ２２で最初に輝度値が閾値以上と判定された画素の位
置（周波数）を、ステップＳ２３において最大周波数値
として検出する。また、時間軸上で時刻ごとに各画素の
輝度値（信号強度又はパワー）をステップＳ１３で出力
された閾値に対して、周波数軸に沿って下方（低周波数
側）から順番に比較していき、最初に輝度値が閾値以上
と判定された画素の位置（周波数）を、最小周波数値と
して検出する。
【００４１】このような処理をステップＳ２４により時
間軸方向に連続して繰り返すことにより、最大周波数と
最小周波数を時間軸に沿ってトレースしていき、最終的
に図１３に示したような最大周波数（最高速度）の時間
曲線と最小周波数（最低速度）の時間曲線を得る。
間軸方向に連続して繰り返すことにより、最大周波数と
最小周波数を時間軸に沿ってトレースしていき、最終的
に図１３に示したような最大周波数（最高速度）の時間
曲線と最小周波数（最低速度）の時間曲線を得る。
【００４２】次に、図３の重心速度トレース処理（ステ
ップＳ１５）について説明する。この重心速度トレース
処理の流れを、図９に示している。この処理でも、最大
周波数トレース処理で求めた閾値を使って、画素の輝度
を上方（高周波数側）から順番に当該閾値と比較し、最
初に出現した閾値以上の輝度値を示す画素の位置を最大
周波数として検出し（ステップＳ３１）、また画素の輝
度を、周波数軸に沿って下方（低周波数側）から順番に
当該閾値と比較し、最初に出現した閾値以上の輝度値を
示す画素の位置を最小周波数として検出する（ステップ
Ｓ３２）。
ップＳ１５）について説明する。この重心速度トレース
処理の流れを、図９に示している。この処理でも、最大
周波数トレース処理で求めた閾値を使って、画素の輝度
を上方（高周波数側）から順番に当該閾値と比較し、最
初に出現した閾値以上の輝度値を示す画素の位置を最大
周波数として検出し（ステップＳ３１）、また画素の輝
度を、周波数軸に沿って下方（低周波数側）から順番に
当該閾値と比較し、最初に出現した閾値以上の輝度値を
示す画素の位置を最小周波数として検出する（ステップ
Ｓ３２）。
【００４３】このステップＳ３１、Ｓ３２により、図１
０に示すように、血流成分が存在する周波数帯域、つま
り血流信号存在領域が限定され得る。ステップＳ３３で
は、この血流信号存在領域に限定して、重心周波数を演
算する。このような血流信号存在領域の限定と、その範
囲内での重心周波数の演算との処理を、ステップＳ３４
を介して時刻ごとに繰り返し行い、重心周波数を時間軸
に沿ってトレースしていき、最終的に図１４に示したよ
うな重心周波数（重心速度）の時間曲線を得る。
０に示すように、血流成分が存在する周波数帯域、つま
り血流信号存在領域が限定され得る。ステップＳ３３で
は、この血流信号存在領域に限定して、重心周波数を演
算する。このような血流信号存在領域の限定と、その範
囲内での重心周波数の演算との処理を、ステップＳ３４
を介して時刻ごとに繰り返し行い、重心周波数を時間軸
に沿ってトレースしていき、最終的に図１４に示したよ
うな重心周波数（重心速度）の時間曲線を得る。
【００４４】従来のように、血流信号存在領域（血流成
分が存在する周波数帯域）を限定せずに、周波数軸全域
を対象として重心周波数を演算したとき、Ｓ／Ｎが悪い
ドプラ画像では、図１６に示したように特に流速が低い
領域でのトレース精度が悪化する。
分が存在する周波数帯域）を限定せずに、周波数軸全域
を対象として重心周波数を演算したとき、Ｓ／Ｎが悪い
ドプラ画像では、図１６に示したように特に流速が低い
領域でのトレース精度が悪化する。
【００４５】この説明では、最大周波数および最小周波
数のトレースの方法を用いて血流信号存在領域を周波数
軸上で限定したが、図３のステップＳ１３で求めた閾値
を用いて、閾値以上の輝度を持つ画素群を抽出し、この
抽出した画素群を対象にして重心周波数を演算してもよ
い。また、周波数軸方向に重み付けを行って重心を演算
してもよい。
数のトレースの方法を用いて血流信号存在領域を周波数
軸上で限定したが、図３のステップＳ１３で求めた閾値
を用いて、閾値以上の輝度を持つ画素群を抽出し、この
抽出した画素群を対象にして重心周波数を演算してもよ
い。また、周波数軸方向に重み付けを行って重心を演算
してもよい。
【００４６】図３のステップＳ１７においては、ドプラ
スペクトラム上の上記ステップＳ１５で出力された最大
周波数トレースまたはステップＳ１６で出力された重心
周波数トレース結果を用いて、図１１に示すように指定
範囲内に含まれる数心拍中の個々の心拍周期内での収縮
期最高流速点（ＰＳＶ）や拡張末期速度点（ＥＤＶ）、
また個々の心拍周期内での最低流速点（Ｖmin ）を同定
する。各点が満たす条件を以下に説明する。
スペクトラム上の上記ステップＳ１５で出力された最大
周波数トレースまたはステップＳ１６で出力された重心
周波数トレース結果を用いて、図１１に示すように指定
範囲内に含まれる数心拍中の個々の心拍周期内での収縮
期最高流速点（ＰＳＶ）や拡張末期速度点（ＥＤＶ）、
また個々の心拍周期内での最低流速点（Ｖmin ）を同定
する。各点が満たす条件を以下に説明する。
【００４７】収縮期最高流速点（ＰＳＶ）について説明
する。図１１に示すように、最大周波数でトレースした
時間曲線の全領域（ドプラ画像の時間幅）からその中の
最も高い周波数に、所定の係数（例えば０．８）を乗算
することにより、収縮期間を判定するためのＰＳＶ判定
閾値とする。ＰＳＶは、最大周波数が当該ＰＳＶ判定閾
値を越える時間範囲以内で、最大周波数の時間曲線が凸
部分の最大値（極大値）の位置を収縮期最高流速点（Ｐ
ＳＶ）として同定する。
する。図１１に示すように、最大周波数でトレースした
時間曲線の全領域（ドプラ画像の時間幅）からその中の
最も高い周波数に、所定の係数（例えば０．８）を乗算
することにより、収縮期間を判定するためのＰＳＶ判定
閾値とする。ＰＳＶは、最大周波数が当該ＰＳＶ判定閾
値を越える時間範囲以内で、最大周波数の時間曲線が凸
部分の最大値（極大値）の位置を収縮期最高流速点（Ｐ
ＳＶ）として同定する。
【００４８】拡張末期速度点（ＥＤＶ）は、ＰＳＶを同
定するのに用いたＰＳＶ判定閾値を最大周波数が越える
時間範囲内を対象に、その範囲の最も右（時間軸で過
去）側の点から時間軸に沿って検索していき、最初に表
れる凹部分の頂点（極小値）の点である。
定するのに用いたＰＳＶ判定閾値を最大周波数が越える
時間範囲内を対象に、その範囲の最も右（時間軸で過
去）側の点から時間軸に沿って検索していき、最初に表
れる凹部分の頂点（極小値）の点である。
【００４９】なお、ＰＳＶを検索開始点としてＥＤＶを
検索していくような方法も可能である。しかし、このよ
うな方法では、ＰＳＶ点付近の上下変動が大きいような
場合、ＥＤＶをＰＳＶ付近で誤認識してしまうことが予
想されるが、上述したように拡張期間を限定してから、
時間軸上で過去の側から時間軸に沿って検索していくこ
とにより、ＥＤＶを正確に同定することができる。最低
流速点（Ｖmin ）は２つのＥＤＶ点間のトレース曲線領
域中で最小速度値点である。
検索していくような方法も可能である。しかし、このよ
うな方法では、ＰＳＶ点付近の上下変動が大きいような
場合、ＥＤＶをＰＳＶ付近で誤認識してしまうことが予
想されるが、上述したように拡張期間を限定してから、
時間軸上で過去の側から時間軸に沿って検索していくこ
とにより、ＥＤＶを正確に同定することができる。最低
流速点（Ｖmin ）は２つのＥＤＶ点間のトレース曲線領
域中で最小速度値点である。
【００５０】次に、図３のステップＳ１８では、ステッ
プＳ１７で同定された点の時刻やその血流速度（周波
数）に基づいて、ドプラ波形の形状的特徴をインデック
ス値として数値化することができる。
プＳ１７で同定された点の時刻やその血流速度（周波
数）に基づいて、ドプラ波形の形状的特徴をインデック
ス値として数値化することができる。
【００５１】図３のステップＳ１９では、ステップＳ１
５で得られた最大周波数トレース結果と、ステップＳ１
６で得られた重心周波数トレース結果と、ステップＳ１
７で同定された点と、ステップＳ１８で得られたインデ
ックス値を図１の表示器２０９に出力し、ドプラ画像中
に表示する。
５で得られた最大周波数トレース結果と、ステップＳ１
６で得られた重心周波数トレース結果と、ステップＳ１
７で同定された点と、ステップＳ１８で得られたインデ
ックス値を図１の表示器２０９に出力し、ドプラ画像中
に表示する。
【００５２】上述では、画像信号処理部をソフトウェア
を用いて構成するものと想定して説明したが、それぞれ
の機能を実現するように設計された回路により当該画像
信号処理部をハードウェアで構成しても良い。その他、
本発明は、上述した実施形態に限定されることなく、種
々変形して実施可能である。
を用いて構成するものと想定して説明したが、それぞれ
の機能を実現するように設計された回路により当該画像
信号処理部をハードウェアで構成しても良い。その他、
本発明は、上述した実施形態に限定されることなく、種
々変形して実施可能である。
【００５３】
【発明の効果】本発明によれば、最大周波数を自動的に
トレースする場合、血流成分の信号が存在する割合が低
く、ノイズ成分を多く含む特定の領域の平均輝度から閾
値を決めているので、高精度にノイズを除去して、最大
周波数のトレースを高精度で行うことができる。
トレースする場合、血流成分の信号が存在する割合が低
く、ノイズ成分を多く含む特定の領域の平均輝度から閾
値を決めているので、高精度にノイズを除去して、最大
周波数のトレースを高精度で行うことができる。
【００５４】また、ドプラスペクトラム上で血流信号の
存在領域を限定してから、重心周波数をトレースするの
で、ノイズの影響を抑えて、高精度に重心周波数のトレ
ースを行うことができる。また、インデックスを簡便に
求める求めることで、計測操作全体を簡便にすることが
できる。
存在領域を限定してから、重心周波数をトレースするの
で、ノイズの影響を抑えて、高精度に重心周波数のトレ
ースを行うことができる。また、インデックスを簡便に
求める求めることで、計測操作全体を簡便にすることが
できる。
【図１】本発明の実施形態に係る超音波診断装置の構成
を示すブロック図。
を示すブロック図。
【図２】図１のサンプルホールド回路の動作説明図。
【図３】図１の画像処理演算部での処理フローを示す
図。
図。
【図４】図３の閾値判定領域選択ステップで扱うサンプ
ル領域の一例を示す図。
ル領域の一例を示す図。
【図５】図３の閾値判定領域選択ステップで扱うサンプ
ル領域の一例を示す図。
ル領域の一例を示す図。
【図６】図３の閾値判定領域選択ステップで選択された
領域の周波数スペクトラムから閾値を演算する処理の説
明図。
領域の周波数スペクトラムから閾値を演算する処理の説
明図。
【図７】図３の最大周波数トレースステップの処理フロ
ーを示す図。
ーを示す図。
【図８】図３の最大周波数トレースステップである時間
の周波数スペクトラムから閾値を使って最大周波数を同
定する処理の説明図。
の周波数スペクトラムから閾値を使って最大周波数を同
定する処理の説明図。
【図９】図３の重心周波数トレースステップの処理フロ
ーを示す図。
ーを示す図。
【図１０】図３の重心周波数トレースステップである時
間の周波数スペクトラムから閾値を使って血流信号存在
領域を限定する処理の説明図。
間の周波数スペクトラムから閾値を使って血流信号存在
領域を限定する処理の説明図。
【図１１】図３のパラメータ点同定ステップで最大周波
数や重心周波数のトレース結果から同定するパラメータ
点を示す図
数や重心周波数のトレース結果から同定するパラメータ
点を示す図
【図１２】ドプラスペクトラムの時間変化の一例を示す
図。
図。
【図１３】最大周波数の時間曲線の一例を示す図。
【図１４】重心周波数の時間曲線の一例を示す図。
【図１５】エラーが生じた最大周波数の時間曲線の一例
を示す図。
を示す図。
【図１６】エラーが生じた重心周波数の時間曲線の一例
を示す図。
を示す図。
２０１…超音波振動子、 ２０２…パルサー、 ２０３…前置増幅器、 ２０４…ミキサー、 ２０５…ローパスフィルタ、 ２０６…サンプルホールド回路、 ２０７…バンドパスフィルタ、 ２０８…周波数分析器、 ２０９…表示器、 ２１０…パルス発生回路、 ２１１…レンジゲート回路、 ３０１…画像処理演算部、 ３０２…フリーズ用メモリ、 ３０３…操作パネル。
Claims (16)
- 【請求項１】 被検体内の運動流体を含む診断部位との
間で超音波ビームを送受信する送受信手段と、 この送受信手段により得られた受信信号から所望のレン
ジゲート位置の流体に起因したドプラ信号を抽出する抽
出手段と、 この抽出手段により抽出されたドプラ信号に基づいてド
プラスペクトラムを演算するスペクトラム演算手段と、 このドプラスペクトラムの時間変化を縦軸を周波数、横
軸を時間、信号強度又はパワーを輝度として表すドプラ
画像を前記ドプラスペクトラムから作成する手段と、 前記ドプラ画像の中のノイズが支配的な特定領域の輝度
平均に基づいて閾値を決定する手段と、 前記ドプラ画像に対して輝度が前記閾値を越える周波数
成分の中の最大周波数を時間ごとに検出する手段と、 前記最大周波数の時間変化を表示する手段とを具備した
ことを特徴とする超音波ドプラ診断装置。 - 【請求項２】 前記閾値決定手段は、前記ドプラ画像内
の複数の領域の中から輝度平均が最小になる領域を前記
特定領域として選択する手段を有することを特徴とする
請求項１記載の超音波ドプラ診断装置。 - 【請求項３】 前記閾値決定手段は、前記特定領域内の
輝度値の標準偏差と前記輝度平均とに基づいて前記閾値
を演算する手段を有することを特徴とする請求項１記載
の超音波ドプラ診断装置。 - 【請求項４】 前記最大周波数の時間変化に基づいて収
縮期間を判定する手段をさらに備えることを特徴とする
請求項１記載の超音波ドプラ診断装置。 - 【請求項５】 前記収縮期間を、最大周波数の時間変化
の中で最も高い周波数に所定の係数を乗算することによ
り、収縮期間を判定するための閾値を求め、最大周波数
が当該閾値を越える時間範囲として判定することを特徴
とする請求項４記載の超音波ドプラ診断装置。 - 【請求項６】 前記判定した収縮期間を検索範囲とし
て、収縮期最高流速点、拡張末期速度点、最低流速点の
少なくとも１つを同定する手段をさらに備えることを特
徴とする請求項４記載の超音波ドプラ診断装置。 - 【請求項７】 前記収縮期最高流速点を、前記検索範囲
で前記最大周波数の時間変化の極大点に同定することを
特徴とする請求項６記載の超音波ドプラ診断装置。 - 【請求項８】 前記拡張末期速度点を、前記検索範囲内
で時間軸に沿って検索していき、最初に出現する極小点
に同定することを特徴とする請求項６記載の超音波ドプ
ラ診断装置。 - 【請求項９】 被検体内の運動流体を含む診断部位との
間で超音波ビームを送受信する送受信手段と、 この送受信手段により得られた受信信号から所望のレン
ジゲート位置の流体に起因したドプラ信号を抽出する抽
出手段と、 この抽出手段により抽出されたドプラ信号に基づいてド
プラスペクトラムを演算するスペクトラム演算手段と、 このドプラスペクトラムの時間変化を縦軸を周波数、横
軸を時間、信号強度又はパワーを輝度として表すドプラ
画像を前記ドプラスペクトラムから作成する手段と、 前記ドプラ画像に対して血流信号存在領域を時間ごとに
限定する手段と、 前記血流信号存在領域の範囲内で重心周波数を時間ごと
に計算する手段と、 前記重心周波数の時間変化を表示する手段とを具備した
ことを特徴とする超音波ドプラ診断装置。 - 【請求項１０】 前記血流信号存在領域限定手段は、前
記ドプラ画像の中のノイズが支配的な特定領域の輝度平
均に基づいて閾値を決定する手段と、前記ドプラ画像に
対して輝度が前記閾値を越える周波数成分の中の最小周
波数と最大周波数を時間ごとに検出する手段とを有する
ことを特徴とした請求項９記載の超音波ドプラ診断装
置。 - 【請求項１１】 前記閾値決定手段は、前記ドプラ画像
内の複数の領域の中から輝度平均が最小になる領域を前
記特定領域として選択する手段を有することを特徴とす
る請求項１０記載の超音波ドプラ診断装置。 - 【請求項１２】 前記閾値決定手段は、前記特定領域内
の輝度値の標準偏差と前記輝度平均とに基づいて前記閾
値を演算する手段を有することを特徴とする請求項１０
記載の超音波ドプラ診断装置。 - 【請求項１３】 前記重心周波数の時間変化に基づいて
収縮期間を判定する手段をさらに備えることを特徴とす
る請求項９記載の超音波ドプラ診断装置。 - 【請求項１４】 前記判定した収縮期間を検索範囲とし
て、収縮期最高流速点、拡張末期速度点、最低流速点の
少なくとも１つを同定する手段をさらに備えることを特
徴とする請求項１３記載の超音波ドプラ診断装置。 - 【請求項１５】 前記収縮期最高流速点を、前記検索範
囲で前記重心周波数の時間変化の極大点に同定すること
を特徴とする請求項１４記載の超音波ドプラ診断装置。 - 【請求項１６】 前記拡張末期速度点を、前記検索範囲
内で時間軸に沿って検索していき、最初に出現する極小
点に同定することを特徴とする請求項１４記載の超音波
ドプラ診断装置。
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