JPS6024826A - 超音波診断装置 - Google Patents
超音波診断装置Info
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- JPS6024826A JPS6024826A JP13374083A JP13374083A JPS6024826A JP S6024826 A JPS6024826 A JP S6024826A JP 13374083 A JP13374083 A JP 13374083A JP 13374083 A JP13374083 A JP 13374083A JP S6024826 A JPS6024826 A JP S6024826A
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Abstract
(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。
め要約のデータは記録されません。
Description
【発明の詳細な説明】
（ｆｌ） 発明の技術分野
本発明は超音波診断装置の血流速度の１１１σ１りに閂
する。
する。
（ｂ） 技術の背景
超音波診断装置は生体に対し焦侵ｒ、（ｔな診断がてき
、近年医学に於て重票な装置面となっている。超音波診
断装置は生体のｌ’Ｊｉ ／ｉイ組糾シを掃イ４するイ
・ｊＩ類と生体内の血流速度や組綽体の運動解析を行う
１・ｔｉ ’ｊ、１１に大別できる。
、近年医学に於て重票な装置面となっている。超音波診
断装置は生体のｌ’Ｊｉ ／ｉイ組糾シを掃イ４するイ
・ｊＩ類と生体内の血流速度や組綽体の運動解析を行う
１・ｔｉ ’ｊ、１１に大別できる。
超音波４．Ｈｆへ装置は１本の１７４音波ビームを生体
にｉｉ状に走査し、超音波パルスを生体に送（ｉｉして
該生体各部からの音響インピーダンスの相異から反射す
る超音波を受信してブラウン管等に表示する装置で、か
＼る表示をＢモード表示と称している。
にｉｉ状に走査し、超音波パルスを生体に送（ｉｉして
該生体各部からの音響インピーダンスの相異から反射す
る超音波を受信してブラウン管等に表示する装置で、か
＼る表示をＢモード表示と称している。
上述のビーム走査は超音波素子なイｒモ械的に回Φべ或
は回動して行って来たが、最近フェーズドアレイアンテ
ナの原理を超音波装ｆＮに適用して素子を等ピッチで複
数個例に連設してリニアアレイを形成し、該リニアアレ
イ素子のビームに等しい狭い指向性を持たせて互に平行
して該リニアアレイ索子の連設方向に直角に指向させ、
各素子からの超７４波送信を所定の時間ごとにずらすこ
とにより該リニアアレイで走査することも行われるよう
になり丈だ超音波ビームを特定部位に集束させることも
出来るようになった。
は回動して行って来たが、最近フェーズドアレイアンテ
ナの原理を超音波装ｆＮに適用して素子を等ピッチで複
数個例に連設してリニアアレイを形成し、該リニアアレ
イ素子のビームに等しい狭い指向性を持たせて互に平行
して該リニアアレイ索子の連設方向に直角に指向させ、
各素子からの超７４波送信を所定の時間ごとにずらすこ
とにより該リニアアレイで走査することも行われるよう
になり丈だ超音波ビームを特定部位に集束させることも
出来るようになった。
本発明はこのリニアアレイシステムに注目し、該リニア
アレイ索子が互に平行なビームを被検体に指向させかつ
該平行ビームのピッチが等間隔であることを利用し、該
平行ビームを含む平面上に在る崩流の速度の計測を空間
フィルタの原理を適用して行うものである。
アレイ索子が互に平行なビームを被検体に指向させかつ
該平行ビームのピッチが等間隔であることを利用し、該
平行ビームを含む平面上に在る崩流の速度の計測を空間
フィルタの原理を適用して行うものである。
（ｃ） 従来技術と問題点
従来、リニアアレイシステムにて例えばＢモード像の如
き超音波断層像を得ながら概略同時に血流速を計測する
方法は周知であって該計測にはドプラ効果を利用したパ
ルスドプラ血流計測器が用いられていた。第１図にその
従来技術を系統図にて示す。
き超音波断層像を得ながら概略同時に血流速を計測する
方法は周知であって該計測にはドプラ効果を利用したパ
ルスドプラ血流計測器が用いられていた。第１図にその
従来技術を系統図にて示す。
第１図に於て、１０はリニアアレイ素子、２０は撮像処
理部、３０は血流速度検出部である。
理部、３０は血流速度検出部である。
撮像処理部２０は送受信部２１及び画像表示部２２より
成り、送受信部２１は送（Ｆｉタイミング回路、送信駆
動回路、受信処理回路等より成り、送受信部２１により
超音波送信の繰返し周波数を発生し、リニアアレイ素子
の送信タイミングを制御し送信駆動パルスを発生し、受
信信号は集束処理。
成り、送受信部２１は送（Ｆｉタイミング回路、送信駆
動回路、受信処理回路等より成り、送受信部２１により
超音波送信の繰返し周波数を発生し、リニアアレイ素子
の送信タイミングを制御し送信駆動パルスを発生し、受
信信号は集束処理。
包絡線検出などの処理がなされ画像表示部２２に出力す
る。画像表示部２２は送受信部２１の出力を入力してＢ
モード画像やＭモード画像を表示する。矢印１は送受タ
イミングで制御された駆動パルスの経路を示し、２は送
信超音波、３は受信超音波、４は受信信号、５は受信タ
イミンクで制御された受信信号、６は画像形成のだめの
同期信号の経路を示す。
る。画像表示部２２は送受信部２１の出力を入力してＢ
モード画像やＭモード画像を表示する。矢印１は送受タ
イミングで制御された駆動パルスの経路を示し、２は送
信超音波、３は受信超音波、４は受信信号、５は受信タ
イミンクで制御された受信信号、６は画像形成のだめの
同期信号の経路を示す。
血流速度検出部３０はリニアアレイ素子１０の複数の素
子の中から計測部位にビームを指向している特定素子の
出力が矢印７を経由して入力し該入力信号よりドプラ信
号を検出するドプラ信号検出部３１と、その出力を矢印
８でメカする同期信号によって形成される計測部位のゲ
ートにより取り出してサンプルアンドホールするゲート
回路部３２と、該ゲート回路部出力よりスペクトラム解
析を行い速度成分を出力する周波数解析部３３とより成
る。
子の中から計測部位にビームを指向している特定素子の
出力が矢印７を経由して入力し該入力信号よりドプラ信
号を検出するドプラ信号検出部３１と、その出力を矢印
８でメカする同期信号によって形成される計測部位のゲ
ートにより取り出してサンプルアンドホールするゲート
回路部３２と、該ゲート回路部出力よりスペクトラム解
析を行い速度成分を出力する周波数解析部３３とより成
る。
上述の従来技術による血流の速度開側はリニアアレイシ
ステムに従来のパルスドプラ血流速度計を伺加したもの
で、リニアアレイ素子の複数のビームの中の１つを選択
して該ビームによる受信信号から速度をめるものであり
、速度計測の技術は従来の単独ビームによる超音波パル
スドプラ血流ｉ、ｌと同じである。したがって、従来技
術の問題点は超音波パルスドプラ血流劇が有する問題点
であって、ビームと直行する換言すればリニアアレイ索
子の連設方向と平行する血流はドプラ効果が現われず原
理的に速度開側は不可能であるという点であり、平行し
てはいなくてもほぼ平行に近い角度を成す血流の計測精
度も高くは望めない欠点を廂する。
ステムに従来のパルスドプラ血流速度計を伺加したもの
で、リニアアレイ素子の複数のビームの中の１つを選択
して該ビームによる受信信号から速度をめるものであり
、速度計測の技術は従来の単独ビームによる超音波パル
スドプラ血流ｉ、ｌと同じである。したがって、従来技
術の問題点は超音波パルスドプラ血流劇が有する問題点
であって、ビームと直行する換言すればリニアアレイ索
子の連設方向と平行する血流はドプラ効果が現われず原
理的に速度開側は不可能であるという点であり、平行し
てはいなくてもほぼ平行に近い角度を成す血流の計測精
度も高くは望めない欠点を廂する。
（ｄ） 発明の目的
本発明の目的はりニアアレイ素子の特性を利用して簡単
かつ高精度に体表に平行或は斜めに走る（ｅ） 発明の
構成 本発明はリニアアレイ素子を有する超音波送受信装置に
於て、各素子を駆動する送信タイミングが等しくかつ各
素子から被検体の計測部位までの距離が等しい場合、受
信信号の振幅値を加算する加算回路と、該加算回路出力
から被検体の計測部位を含む所定の時間幅の信号を抜出
するゲート回路と、該ゲート回路出力から同期性信号を
抽出して該同期性信号の中心周波数に比例する信号を出
力する中心周波類検出回路とより成る受信４３号からの
空間周波数スペクトラムを処理する空間フィルタ回路部
を有し、該空間フィルタ回路部出力及び上述の各素子間
のピッチより該計測部位に於ける物体の移動速度の大き
さを算出する速度算出部を有し、各素子を駆動する送信
タイミング（以下送信タイミングと略称する）又は各素
子から被検体の計測部位までの距離（以下計測距離と略
称する）が異なる場合或は各素子の送（Ｍタイミング及
び計測距離が異なる場合、等測的に各素子の送・（３タ
イミンク又は計画用ｐｍ或は各素子の送信タイミンク及
び計測距離が等しくなるよう、各素子からの受信イ忌号
を該信号を遅延せしめる遅延回路を通して加））回路に
入力して加ｔ１４シ該加算出力から被検体の計測部位を
含む所定時間の信号を抜出するゲート回路に入力する１
の方法か、或は各素子からの受信信号を当初に夫々ゲー
トするゲート回路に入力し該ゲート回路の出力を加算回
路で加算する２の方法いずれかにより、工の方法の場合
はゲート回路の出力から２の方法の場合は加算回路の出
力から同期性信号を抽出して該同期性信号の中心周ｅ数
に比例する信−号を出力する中心周波紗検出回路グより
成る受信信号からの空間周波数スペクトラムな処理する
空間フィルタ回路部を有し、該空間フィルタ回路部出力
と上述の各素子間のピッチ及び各素子の計画用ｋｔｉよ
り計測部位に於ける物体の移動速度の大きさを３′１１
．出する速度算出部をイＪするものであって、不発ｕＪ
ｊにより上述の目的は十分に達成される。
かつ高精度に体表に平行或は斜めに走る（ｅ） 発明の
構成 本発明はリニアアレイ素子を有する超音波送受信装置に
於て、各素子を駆動する送信タイミングが等しくかつ各
素子から被検体の計測部位までの距離が等しい場合、受
信信号の振幅値を加算する加算回路と、該加算回路出力
から被検体の計測部位を含む所定の時間幅の信号を抜出
するゲート回路と、該ゲート回路出力から同期性信号を
抽出して該同期性信号の中心周波数に比例する信号を出
力する中心周波類検出回路とより成る受信４３号からの
空間周波数スペクトラムを処理する空間フィルタ回路部
を有し、該空間フィルタ回路部出力及び上述の各素子間
のピッチより該計測部位に於ける物体の移動速度の大き
さを算出する速度算出部を有し、各素子を駆動する送信
タイミング（以下送信タイミングと略称する）又は各素
子から被検体の計測部位までの距離（以下計測距離と略
称する）が異なる場合或は各素子の送（Ｍタイミング及
び計測距離が異なる場合、等測的に各素子の送・（３タ
イミンク又は計画用ｐｍ或は各素子の送信タイミンク及
び計測距離が等しくなるよう、各素子からの受信イ忌号
を該信号を遅延せしめる遅延回路を通して加））回路に
入力して加ｔ１４シ該加算出力から被検体の計測部位を
含む所定時間の信号を抜出するゲート回路に入力する１
の方法か、或は各素子からの受信信号を当初に夫々ゲー
トするゲート回路に入力し該ゲート回路の出力を加算回
路で加算する２の方法いずれかにより、工の方法の場合
はゲート回路の出力から２の方法の場合は加算回路の出
力から同期性信号を抽出して該同期性信号の中心周ｅ数
に比例する信−号を出力する中心周波紗検出回路グより
成る受信信号からの空間周波数スペクトラムな処理する
空間フィルタ回路部を有し、該空間フィルタ回路部出力
と上述の各素子間のピッチ及び各素子の計画用ｋｔｉよ
り計測部位に於ける物体の移動速度の大きさを３′１１
．出する速度算出部をイＪするものであって、不発ｕＪ
ｊにより上述の目的は十分に達成される。
（ｆｌ 発明の実施例
撮像装置に本発明を適用した実施例を示し、リニアアレ
イ索子が被検体（生体）１００に当接し該素子のビーム
が血流に指向している状況も併せ示している。
イ索子が被検体（生体）１００に当接し該素子のビーム
が血流に指向している状況も併せ示している。
第２図（ａ）に於て、１０はリニアアレイ索子、２０は
撮像処理部にて前述の第１図と同じ構成でかつ同じ機能
を有し、４０は本発す］による血流速計測部である。第
２図（ａｌは送信タイミングはリニアアレイ素子１０の
すべての素子が同時にバーストし、血流の部位かりニア
アレイ素子１０と平行しているという条件での系統図で
ある。リニアアレイ素子１０の各素子を１１に示し、各
素子１１より等しい距離にある血流１０２（１０１は血
管を示す）に等しい周波数の超音波を送信し、その反射
が同じ素子１１で受信される。往復矢印１２はこの状況
を示す。各素子１１から出力する受信信号は夫々撮像処
理部２０に入力すると共に血流速計測部４０に入力する
。
撮像処理部にて前述の第１図と同じ構成でかつ同じ機能
を有し、４０は本発す］による血流速計測部である。第
２図（ａｌは送信タイミングはリニアアレイ素子１０の
すべての素子が同時にバーストし、血流の部位かりニア
アレイ素子１０と平行しているという条件での系統図で
ある。リニアアレイ素子１０の各素子を１１に示し、各
素子１１より等しい距離にある血流１０２（１０１は血
管を示す）に等しい周波数の超音波を送信し、その反射
が同じ素子１１で受信される。往復矢印１２はこの状況
を示す。各素子１１から出力する受信信号は夫々撮像処
理部２０に入力すると共に血流速計測部４０に入力する
。
本発明は素子のりニアアレイの特グを利用し血流速度が
成る時間は一定であると見做される場合、各素子出力の
和の信号より空間周波数スペクトラム・をめ該スペクト
ラムより血流速度を検出するものであり、その原理を第
３図の波形図にて鮫、明する。
成る時間は一定であると見做される場合、各素子出力の
和の信号より空間周波数スペクトラム・をめ該スペクト
ラムより血流速度を検出するものであり、その原理を第
３図の波形図にて鮫、明する。
第３図（ａ）に於て１１−１．２．３ ・・・・、１］
は素子にて夫々Ｐなる等しいピッチにて連設されている
。１０３は血管にて内部の血液はりなる一定速度で成る
時間流れているとする。各素子の右側に横軸に時刻ｔ＋
４従軸に各素子の受信信号の振福Ｅをとつ／こ波形を
示す。血液は赤血球が血液中に均等に分布しているもの
ではなく’１０２−１．２及び３に示す如くランダムに
密に集合した一種の面線を成しており、したがって各素
子の受信信号はランダムな波形を示す。今、たまたま面
線１０２−３が比較的大きくそれの反射による受信信号
も大きいとする。時刻ｔ、Ｉｃで丁度素子１１−１のビ
ームが面線１０２−３に正対していたとし、他の素子は
その他の比較的小さい面線の反射を受傷していたとする
と、時刻ｔ１の各素子出力の受伯信月の和をとると１１
時の１１［Ｆ］ 振７（ｌ ｇ Ｓ 、となる。面線１０２−３がピッチ
Ｐだけ移動し素子１１−２のビームに到達したとすると
その駿 時刻ｔ２の振 Ｅ Ｓ ２が得られ、同様な経過で時刻
送信繰返し夙期は血流の脈搏周期に比べ十分小きく、時
刻ｔ１或はｔ、或はｔ、のＥＳは時刻ｔＩ＋ｈ＋ｔ、を
中心に各素子のビームを面線が横切るΔｔの時間受信信
号は重畳され、その結果第３図ｆｂ）の如き周期性を持
った信号が得られる。以上は大きい面線の信号を扱い第
３図（ｂ）のグループＥＧ、の如き信号になるが、小さ
い面線でもグループＥＧ、の如く小さい変化ではあるが
同期性信号が得られる。
は素子にて夫々Ｐなる等しいピッチにて連設されている
。１０３は血管にて内部の血液はりなる一定速度で成る
時間流れているとする。各素子の右側に横軸に時刻ｔ＋
４従軸に各素子の受信信号の振福Ｅをとつ／こ波形を
示す。血液は赤血球が血液中に均等に分布しているもの
ではなく’１０２−１．２及び３に示す如くランダムに
密に集合した一種の面線を成しており、したがって各素
子の受信信号はランダムな波形を示す。今、たまたま面
線１０２−３が比較的大きくそれの反射による受信信号
も大きいとする。時刻ｔ、Ｉｃで丁度素子１１−１のビ
ームが面線１０２−３に正対していたとし、他の素子は
その他の比較的小さい面線の反射を受傷していたとする
と、時刻ｔ１の各素子出力の受伯信月の和をとると１１
時の１１［Ｆ］ 振７（ｌ ｇ Ｓ 、となる。面線１０２−３がピッチ
Ｐだけ移動し素子１１−２のビームに到達したとすると
その駿 時刻ｔ２の振 Ｅ Ｓ ２が得られ、同様な経過で時刻
送信繰返し夙期は血流の脈搏周期に比べ十分小きく、時
刻ｔ１或はｔ、或はｔ、のＥＳは時刻ｔＩ＋ｈ＋ｔ、を
中心に各素子のビームを面線が横切るΔｔの時間受信信
号は重畳され、その結果第３図ｆｂ）の如き周期性を持
った信号が得られる。以上は大きい面線の信号を扱い第
３図（ｂ）のグループＥＧ、の如き信号になるが、小さ
い面線でもグループＥＧ、の如く小さい変化ではあるが
同期性信号が得られる。
ｔｌ＋ ”ｔｒ ”Ｒの時間間隔ヂ１ｐは血流速Ｖが一
定のためピッチｐとの間に次式の関係がある。
定のためピッチｐとの間に次式の関係がある。
■ニー・・・・（１）
ｔｐ
したがって、加算した信号ＥＧ１やＥＧ２から同期性信
号を抽出し、そのスペクトラムから中心周波数をめれば
ｔｐが得られ、（１）式に従い血流速Ｖがめられる。以
上の如き周波数を空間周波数と称し、以上の如き信号の
扱い方を空間フィルタリンクと称す。
号を抽出し、そのスペクトラムから中心周波数をめれば
ｔｐが得られ、（１）式に従い血流速Ｖがめられる。以
上の如き周波数を空間周波数と称し、以上の如き信号の
扱い方を空間フィルタリンクと称す。
各素子からの受信信号は実際は血流からの信号のみでは
なく、血管壁や他の組織からの信号が含まれている。し
だがって上述の空間周波数を抽出し易くするために血流
路内の流速かほぼ均一と見なせる微小区間の信月をゲー
トする必要がある。
なく、血管壁や他の組織からの信号が含まれている。し
だがって上述の空間周波数を抽出し易くするために血流
路内の流速かほぼ均一と見なせる微小区間の信月をゲー
トする必要がある。
第３図（ａ）及びｆｂ）の波形はゲートされた信号を示
す。
す。
第２１９１（ａ）に於て、各素子Ｊ１からの受信（ｇ号
の一方は経路９を通って加算回路４２−１で加算されゲ
ート回路４２−２に入力する。ゲート回路４２、 ２
ｆＪ’、 Ｊ＠、 （＝’１．処理ｉ”ｔＢ ２０ （
７，Ｊ ｉｌ：受信部２Ｊより送イ、ｑパルスの同期イ
占号を入力し、該同期信号を基準にして計１＋Ｉせんと
する部位を含むケートパルスを作り、該ゲートパルスで
規制された時間の受信信号を出力する。ゲート回路４２
−２の出力は同期性信号を抽出しかつ該同期性信号の中
心周波数に比例するイコ号を出力する中心周波数検出回
路４２−３に入力する。
の一方は経路９を通って加算回路４２−１で加算されゲ
ート回路４２−２に入力する。ゲート回路４２、 ２
ｆＪ’、 Ｊ＠、 （＝’１．処理ｉ”ｔＢ ２０ （
７，Ｊ ｉｌ：受信部２Ｊより送イ、ｑパルスの同期イ
占号を入力し、該同期信号を基準にして計１＋Ｉせんと
する部位を含むケートパルスを作り、該ゲートパルスで
規制された時間の受信信号を出力する。ゲート回路４２
−２の出力は同期性信号を抽出しかつ該同期性信号の中
心周波数に比例するイコ号を出力する中心周波数検出回
路４２−３に入力する。
上述の加算回路４２−１．ケート回路４２−２゜中心周
波数検出回路４２−３は空間フィルタ部４２をＧＨする
。空間フィルタ部４２の出力は速度岩二出部４３に人力
し素子１１のピッチＰを入力し血流連層を算出する。
波数検出回路４２−３は空間フィルタ部４２をＧＨする
。空間フィルタ部４２の出力は速度岩二出部４３に人力
し素子１１のピッチＰを入力し血流連層を算出する。
リニアアレイ素子１０の各素子工１の送信タイミング又
は各素子１１からの計測距離が異なる場合或は送信タイ
ミング及び計測距離が共に放なる場合、上述の方法では
各素子の血流路内のｊ放小１メ間からの受信信号のみを
加算できないため、以下に述べる２つの方法のいずれか
を採る必要がある。
は各素子１１からの計測距離が異なる場合或は送信タイ
ミング及び計測距離が共に放なる場合、上述の方法では
各素子の血流路内のｊ放小１メ間からの受信信号のみを
加算できないため、以下に述べる２つの方法のいずれか
を採る必要がある。
これら方法に関する系統図を第２区１ｊｂ）及び（Ｃ１
に示ず。
に示ず。
第２図（１））に於て、血流が矢印１２−１に示す如く
夫々の素子１１に対し異なりブζｆ’ｌ！１ｆｉｆｒに
在る場合、各素子の送信タイミングが等しくても受（ｇ
信号は異なった時刻で出力し、送信タイミングも異なる
場合はそのタイミングのずれが更に加わった異なる時刻
に出力する。したがって以上の受信タイミンクを揃える
ために第２図（ｂ）に於いては血流速Ｈ〔検出部５０の
入力側に各素子出力の受信信号を遅延させる遅延回路４
１を設は送信タイミングのずれに対しては撮像処理部２
１から経路］０を経て送信タイミンク伯母を入力して最
初に送信した素子のタイミンクに合わせて他の素子の受
信信号に遅延を施し、計ｄ１す距離が異なる場合は最遠
距離から受信した素子出力の受信信号に合わせて他の素
子の受（＋！（ｉ号に遅延を施して受信タイミンクを揃
える。９５！Ｓ”、１３Ｍ回路４１の出力処Ｊｌｌｉは
第２図（ａ）にて前述したと同様である。
夫々の素子１１に対し異なりブζｆ’ｌ！１ｆｉｆｒに
在る場合、各素子の送信タイミングが等しくても受（ｇ
信号は異なった時刻で出力し、送信タイミングも異なる
場合はそのタイミングのずれが更に加わった異なる時刻
に出力する。したがって以上の受信タイミンクを揃える
ために第２図（ｂ）に於いては血流速Ｈ〔検出部５０の
入力側に各素子出力の受信信号を遅延させる遅延回路４
１を設は送信タイミングのずれに対しては撮像処理部２
１から経路］０を経て送信タイミンク伯母を入力して最
初に送信した素子のタイミンクに合わせて他の素子の受
信信号に遅延を施し、計ｄ１す距離が異なる場合は最遠
距離から受信した素子出力の受信信号に合わせて他の素
子の受（＋！（ｉ号に遅延を施して受信タイミンクを揃
える。９５！Ｓ”、１３Ｍ回路４１の出力処Ｊｌｌｉは
第２図（ａ）にて前述したと同様である。
第２図（ｃ）は各素子からのら一二信仁号はゲート回路
４４−Ｊに入力し、ゲート回路４４−１にて送信タイミ
ンクも号を経路１２を幻−由して撮憎処ガ）１部２０の
送受信ｊｉｉｌ ２１より受け、透化タイミングのずれ
と針側距離の相違に合わせてデー１−タイミングをル・
Ｊ ＩＢシＮケート回路４４−１の出力を加′３１回路
４２−１で加算し、以下Ｉ）１１述と同様な処理を行う
ものである。
４４−Ｊに入力し、ゲート回路４４−１にて送信タイミ
ンクも号を経路１２を幻−由して撮憎処ガ）１部２０の
送受信ｊｉｉｌ ２１より受け、透化タイミングのずれ
と針側距離の相違に合わせてデー１−タイミングをル・
Ｊ ＩＢシＮケート回路４４−１の出力を加′３１回路
４２−１で加算し、以下Ｉ）１１述と同様な処理を行う
ものである。
本発明に於て、企間周波数スペクトラムを処理する中心
周波数検出回路４２−３につき第４図（ａ）に系？、ｆ
ｔ、図、第４図（ｂｊに関連のイバ号波形を示して以下
説明する。
周波数検出回路４２−３につき第４図（ａ）に系？、ｆ
ｔ、図、第４図（ｂｊに関連のイバ号波形を示して以下
説明する。
第４図（ａｌに於て、Ｒ’Ｊ述のμｎくケニトにより」
（ｉｌ流の受信イ菖号を取り出し加τｊしたイ１コ郵−
が入力端７゜に入力する。該入力信号は第４図（ｂ＋波
形２０１に示す如く周期性信号が低周波のレベル変動に
（ｊ畳した信号故、バイパスフィルタ（ＨＰＦ）７１に
より低周波をカットし波形２０２に示すμ口きイー号を
ＩＩＰＦ７１より出力する。該出力はセロクロス回路（
その１）７２に入力し波形２０２に示ず′°零レしル゛
を基準にして波形２０３の如き矩形波信号を出力する。
（ｉｌ流の受信イ菖号を取り出し加τｊしたイ１コ郵−
が入力端７゜に入力する。該入力信号は第４図（ｂ＋波
形２０１に示す如く周期性信号が低周波のレベル変動に
（ｊ畳した信号故、バイパスフィルタ（ＨＰＦ）７１に
より低周波をカットし波形２０２に示すμ口きイー号を
ＩＩＰＦ７１より出力する。該出力はセロクロス回路（
その１）７２に入力し波形２０２に示ず′°零レしル゛
を基準にして波形２０３の如き矩形波信号を出力する。
該矩形波信号２０３は一方は一致回路７４に入力し他方
はシフトレジスタ７３に入力する。
はシフトレジスタ７３に入力する。
シフトレジスタ７３は電圧制御発振器ｆ■ｃｏ）７７の
チューティファクタ５０％の矩形波出力２０４で制御さ
れ、シフトレジスタ７３の出力は一致回路７４に入力し
矩形波信号２０３と比１段し波形他４つ−が％している
信号波形２０５を出力する。イ１）号波形２０５はロー
パスフィルタ（ＬＰＦ）７５及びＡ；ｊ分回路７６で直
流電圧になり該直流７区圧はＶＣＯ７７の発振周波数を
制御する。上述のフィードバック回路によりＶＣＯ７７
の発振周波数は安定領域に入り直膨２０Ｇを得る。ＶＣ
Ｏ７７の出力はシフトレジスタ７３の曲にセロクロス回
路（・との２）７８に入力しｔおり、その出力はモノス
テーフルマルチパー１ブレーク７９に入力し該モノステ
ーフルマルチバイブレーク７９の出力波形は２０７ｆ（
−示すμ「］りなる。該波形２０７はＬＰＦ８０にで直
流になり中心周波数検出回路の出力端８１より出力する
。１）１．ハ中心周波数検出回Ｐ？ｔ ｊ；’Ａ ４図
（ａｌの入カイに号に同４す１性成分か十分認められる
場合は上述のうち７８，７９゜８０のみても中心周波り
、ｙを検出し直流電圧イＣ出力するこ表かできる。
チューティファクタ５０％の矩形波出力２０４で制御さ
れ、シフトレジスタ７３の出力は一致回路７４に入力し
矩形波信号２０３と比１段し波形他４つ−が％している
信号波形２０５を出力する。イ１）号波形２０５はロー
パスフィルタ（ＬＰＦ）７５及びＡ；ｊ分回路７６で直
流電圧になり該直流７区圧はＶＣＯ７７の発振周波数を
制御する。上述のフィードバック回路によりＶＣＯ７７
の発振周波数は安定領域に入り直膨２０Ｇを得る。ＶＣ
Ｏ７７の出力はシフトレジスタ７３の曲にセロクロス回
路（・との２）７８に入力しｔおり、その出力はモノス
テーフルマルチパー１ブレーク７９に入力し該モノステ
ーフルマルチバイブレーク７９の出力波形は２０７ｆ（
−示すμ「］りなる。該波形２０７はＬＰＦ８０にで直
流になり中心周波数検出回路の出力端８１より出力する
。１）１．ハ中心周波数検出回Ｐ？ｔ ｊ；’Ａ ４図
（ａｌの入カイに号に同４す１性成分か十分認められる
場合は上述のうち７８，７９゜８０のみても中心周波り
、ｙを検出し直流電圧イＣ出力するこ表かできる。
Ｊｄ上により中心周波数検出回路４２−３はゲートされ
加勢されプＣ受イハ情−弓の中から周Ｊす１性イト１号
を１目（出しぞの中心周波むを検出し、該中心周波数に
比１ｆｌ した直流１ｂ、圧を出力するので、該出力電
圧を速度ｔｒ−山部４３に人力し゛Ｃ血流速度の大きさ
を算出させ−ることができる。
加勢されプＣ受イハ情−弓の中から周Ｊす１性イト１号
を１目（出しぞの中心周波むを検出し、該中心周波数に
比１ｆｌ した直流１ｂ、圧を出力するので、該出力電
圧を速度ｔｒ−山部４３に人力し゛Ｃ血流速度の大きさ
を算出させ−ることができる。
第２図（ａ） 、 （ｂＪ及びｆｃｊＫて上述し、メこ
実施例はリニアアレイシステムによるＭｋ処理部との組
合せで本発明の血流速度検出部を説明したが、本発明の
血流速度計測は従来技術のドプラ速度計測とは逆にリニ
アアレイに平行して移ｄｉする血流がｉＰ ８”ｆＪ度
にｉｌ ｆｌｌｌｌされるものにて必要によっては８１
４１図に示した従来技術のドプラ血流計と共に組み合わ
せてあらゆる方向の血流を晶イー！度に計測するシステ
ムを構成することもできる。
実施例はリニアアレイシステムによるＭｋ処理部との組
合せで本発明の血流速度検出部を説明したが、本発明の
血流速度計測は従来技術のドプラ速度計測とは逆にリニ
アアレイに平行して移ｄｉする血流がｉＰ ８”ｆＪ度
にｉｌ ｆｌｌｌｌされるものにて必要によっては８１
４１図に示した従来技術のドプラ血流計と共に組み合わ
せてあらゆる方向の血流を晶イー！度に計測するシステ
ムを構成することもできる。
味だ、上述の実施例はすべてリニアアレイシステムに組
み込む例であったが、本発明の目的のだめに所用のりニ
アアレイ素子を作製し例えば体表に平行する血流を簡単
に計測することもできる。
み込む例であったが、本発明の目的のだめに所用のりニ
アアレイ素子を作製し例えば体表に平行する血流を簡単
に計測することもできる。
Ｔｆｆ、 ５図に上述の実施例を系糾図にて示す。
第５図に於て、５００は血流ｉ＋ ｉ！＋１１専用のり
ニアアレイ素子にて素子数は１（）〜３０１同程度０ひ
ｊ易なものとする。各素子５０１の送（、ｊタイミング
。
ニアアレイ素子にて素子数は１（）〜３０１同程度０ひ
ｊ易なものとする。各素子５０１の送（、ｊタイミング
。
超音波周波数、繰返し周波数は同一とし送信タイミンク
は送受信部６００の送信タイミンク部６０２で形成され
る。受信信号は送受１８部６００の受信部６０１に入力
して増幅され、卵算回路７０１．ゲート回路７０２及び
中心周波数検出回路７０３より成る空間フィルタ回路部
７００に入力して処理され、空間スペクトラムの中心周
波数に比例した電圧を出力し速度算出部８００にて速度
の算出を行う。血流の部位やりニアアレイの連設方向に
対する向きは、他のＢモード表示装置等の手段でめ、そ
れらの諸元を速度算出部に入力する。
は送受信部６００の送信タイミンク部６０２で形成され
る。受信信号は送受１８部６００の受信部６０１に入力
して増幅され、卵算回路７０１．ゲート回路７０２及び
中心周波数検出回路７０３より成る空間フィルタ回路部
７００に入力して処理され、空間スペクトラムの中心周
波数に比例した電圧を出力し速度算出部８００にて速度
の算出を行う。血流の部位やりニアアレイの連設方向に
対する向きは、他のＢモード表示装置等の手段でめ、そ
れらの諸元を速度算出部に入力する。
（ｇ） 発りＪの効果
本発明より従来の超音波リニアアレイ４ＩｉＭ像装訂に
閏、ざζすＩを適用することＫより該リニアアレイの連
設方向と平行或は斜めに走る血流の速度が簡単かつ、５
７１オｌ’７１１−に計４川することができ、また専Ｊ
月リニアアレイ素子を用いることにより簡易に体表にほ
ぼ平行或は斜めに走る血流速度を高精度に計ｊｌｌｌｌ
することができる。
閏、ざζすＩを適用することＫより該リニアアレイの連
設方向と平行或は斜めに走る血流の速度が簡単かつ、５
７１オｌ’７１１−に計４川することができ、また専Ｊ
月リニアアレイ素子を用いることにより簡易に体表にほ
ぼ平行或は斜めに走る血流速度を高精度に計ｊｌｌｌｌ
することができる。
ｔＡｆＪ１図に従来のりニアアレイ素子を用いた超音波
撮像装置にドプラ皿流速度検出部を付加した従来技術に
よる装置の系統図を示し、第２図にリニアアレイ素子を
用いた超音波撮像装置に本発明による空間周波数を用い
た血流速計測部を付加した装置の系統図を示し、第３図
にリニアアレイ素子からの受信信号から空間スペクトラ
ムが１ＴＪられる原理を説明する波形を示し、第４図に
本発明の特徴である空間フィルタ回路部の中心周波数検
出回路の系統図（ａ）及び該系統図を説明する信号波形
ｆｂ）を示し、第５図に専用のリニアアレイ素子を有す
る超斤波血流Ｅ１の系統図を示す。 全図を通じ、１０は従来の超γ管皮すニアアレイｍ伶装
置のりニアアレイタそ子を示し、２ｏは該撮像装置の撮
像処理部を示し、３ｏは従来技術の血流速度検出部を示
す。４０．５０及び６ｏはイ・発明の実施例である血流
速針４１ｊ１部を示す。 ５００は本発明の応用例による血流側側で！−用のリニ
アアレイ素子を示す。 芥 １ 図 竿 ２ ｋ （ａ） ０ 年 ２ 区 （ｌｌ）） （Ｃ） ｌθ 芋 ３ 図 （４） イ／ １２ 、ｆ３ −−−ノ （ｂ＞ 羊 ４− 図 （久つ →跨１の
撮像装置にドプラ皿流速度検出部を付加した従来技術に
よる装置の系統図を示し、第２図にリニアアレイ素子を
用いた超音波撮像装置に本発明による空間周波数を用い
た血流速計測部を付加した装置の系統図を示し、第３図
にリニアアレイ素子からの受信信号から空間スペクトラ
ムが１ＴＪられる原理を説明する波形を示し、第４図に
本発明の特徴である空間フィルタ回路部の中心周波数検
出回路の系統図（ａ）及び該系統図を説明する信号波形
ｆｂ）を示し、第５図に専用のリニアアレイ素子を有す
る超斤波血流Ｅ１の系統図を示す。 全図を通じ、１０は従来の超γ管皮すニアアレイｍ伶装
置のりニアアレイタそ子を示し、２ｏは該撮像装置の撮
像処理部を示し、３ｏは従来技術の血流速度検出部を示
す。４０．５０及び６ｏはイ・発明の実施例である血流
速針４１ｊ１部を示す。 ５００は本発明の応用例による血流側側で！−用のリニ
アアレイ素子を示す。 芥 １ 図 竿 ２ ｋ （ａ） ０ 年 ２ 区 （ｌｌ）） （Ｃ） ｌθ 芋 ３ 図 （４） イ／ １２ 、ｆ３ −−−ノ （ｂ＞ 羊 ４− 図 （久つ →跨１の
Claims (2)
- （１）複数の超音波トランスデー−サ素子（以下素子と
略称する）を所定の一定ピッチを以て連設し、各素子の
ビームを所定の等しい狭い指向性とし、該ビームを連設
された素子列の直角方向に互に平行して被検体に対向せ
しめ、各素子が等しい繰返し周波数のバースト超音波を
被検体に送信し、該被検体からの反射超音波を受信して
受信電気信号（以下受信信号と略称する）を出力するり
ニアアレイ素子による超音波送受信装置に於て、各素子
を駆動する送信タイミングが等しくかつ各素子から被検
体の計測部位までの距離が等しい場合、受イｈイｄ号の
振幅値を加算する加算回路と、該加算回路出力から被検
体の計測部位を含む所定時間の信号を抜出するゲート回
路と、該ゲート回路出力から同期性信号を抽出して該同
期性信号の中心周波数に比例する信号を出力する中心周
波数検出回路とより成る受信信号からの空間周波数スペ
クトラムを処理する空間フィルタ回路部を有し、該空間
フィルタ回路部出力及び上述の各素子間のピンチより該
計測部位に於ける物体の移動速度の大きさを算出する速
度算出部を有することを特徴とする超音波診断装置。 - （２）複数の超音波トランスデー−サ素子（以下素子と
略称する）を所定の一定ピンチを以て連設し、各素子の
ビームを所定の等しい狭い指向性とし、該ビームを連設
された素子列の直角方向に互に平行して被検体に対向せ
しめ、各素子が等しい繰返し周波数のバースト超音波を
被検体に送信し、該被検体からの反射超音波を受信して
受信電気信号（以下受信信号と略称する）を出ガするリ
ニアアレイ素子による超音波送受信装置１′（に於て、
各素子を駆動する送信タイミング（以下送信タイミング
と略称する）又は各素子から被検体の計測部位までの距
離（以下計測距離と略称する）が異なる場合或は各素子
の送信タイミング及び計４１す距離が異なる場合、等測
的に各素子の送信タイミング又は計測距離或は各素子の
送信タイミング及び副側距離が等しくなるよう、各素子
からの受信信号を該信号を遅延せしめる遅延回路を通し
て加算回路に入力して加算し、該加３つ、出力から被検
体の計測部位を含む所定時間の信号を抜出するゲート回
路に入力する工の方法か、或は各素子からの受信信号を
当初に夫々ゲートするゲート回路に入力し該ゲート回路
の出力を加算回路で加算する２の方法いずれかにより、
１の方法の場合はゲート回路の出力から２の方法の場合
は加算回路の出力から同期性（ｉ号を抽出して該同期性
信号の中心周波数に比例する信号を出力する中心周波数
検出回路グより成る受信信号からの空間周波数スペクト
ラムを処理する空間フィルタ回路部を有し、該空間フィ
ルタ回路部出力と上述の各素子間のピッチ及び各素子の
計測距離より計測部位に於ける物体の移動速度の大きさ
を算出する速度算出部を有することを特徴とする超音波
診断装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP13374083A JPS6024826A (ja) | 1983-07-22 | 1983-07-22 | 超音波診断装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP13374083A JPS6024826A (ja) | 1983-07-22 | 1983-07-22 | 超音波診断装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS6024826A true JPS6024826A (ja) | 1985-02-07 |
| JPH0248256B2 JPH0248256B2 (ja) | 1990-10-24 |
Family
ID=15111808
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP13374083A Granted JPS6024826A (ja) | 1983-07-22 | 1983-07-22 | 超音波診断装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS6024826A (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS60259250A (ja) * | 1984-04-02 | 1985-12-21 | テルテク・エレクトロニク・エクイプメント・エ−ビ− | 生体の脈動部分構造の測定装置 |
Citations (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS5813852A (ja) * | 1981-06-18 | 1983-01-26 | 株式会社平井技研 | 太陽エネルギ収集屋根の軒先部点検脱着装置 |
-
1983
- 1983-07-22 JP JP13374083A patent/JPS6024826A/ja active Granted
Patent Citations (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS5813852A (ja) * | 1981-06-18 | 1983-01-26 | 株式会社平井技研 | 太陽エネルギ収集屋根の軒先部点検脱着装置 |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS60259250A (ja) * | 1984-04-02 | 1985-12-21 | テルテク・エレクトロニク・エクイプメント・エ−ビ− | 生体の脈動部分構造の測定装置 |
| JPH0322779B2 (ja) * | 1984-04-02 | 1991-03-27 | Teruteku Erekutoroniku Ekuipumento Ab |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH0248256B2 (ja) | 1990-10-24 |
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