JPS60256440A - 超音波診断装置 - Google Patents

超音波診断装置

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JPS60256440A
JPS60256440A JP11191384A JP11191384A JPS60256440A JP S60256440 A JPS60256440 A JP S60256440A JP 11191384 A JP11191384 A JP 11191384A JP 11191384 A JP11191384 A JP 11191384A JP S60256440 A JPS60256440 A JP S60256440A
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blood flow
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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。

Description

【発明の詳細な説明】 [発明の技術分野] 本発明は、超音波反射法によって得た被検体の断層像中
に超音波ドプラ法によって得た血流情報を2次元的に表
示可能にした超音波診断装置に関する。
[発明の技術的背景とその問題点コ 心臓内に流れる血流の動態を心臓の断層像と同時に観測
することは臨床的に価値がある。この血流情報の検出方
法としては、距離分解能がすぐれていることで超音波(
パルス変調)ドアラ法が主に用いられている。そして、
上記超音波ドアラ法と超音波反射法とを同時に行なえる
ようにした超音波診断装置が具体化され臨床で実用に供
されている。
また近年に至っては、レーダ技術等で用いられているM
T I (Movinp TarQet I ndic
ation :移動目標指示装置)を応用して、被検体
内の血流を2次元画像として可視化する技術が提案され
ている。
上記において血流情報としては、平均血流速くドプラ偏
移周波数(チd))とその分散σ2とを演算して、これ
ら演算結果をカラ一対応させて、例えば心臓内左室にお
いては第1図に示すBモード像(断層像)Mtと血流情
報(平均血流速9分散)とを、第2図に示すカラースケ
ールM2にもとづいた色を上記血流情報に対応させて、
第1図に示すBモード像と重ね合わせて同一表示してい
る。ところが、リアルタイムで上記分散σ2の演算を正
確に行うのは困難であり、短時間で行なおうとすると多
大の誤差をともない実用的でない。
また、例えば左室の駆出面、流は上記方法では流れるよ
うに見えない。以下この理由を第3図及び第4図を参照
して説明する。例えば第3図に示すように左室の内部像
A、B、Cにおいて、この方向に血液が流れていて、駆
出開始時間を1=0とすれば、この左室内の部位A、B
、Cでは、第4図(a)(b)(c)に示すように時間
−速度曲線が異なっている。この場合、心臓壁などの遅
い動きを除去するドツプラフィルタ(例えば、カットオ
フ周波数チC=50H2’のバイパスフィルター)が装
置に組込まれているため(第4図中の点線で゛)、。。
。、□□、9.。、 B、 A(7)II□いが表現さ
れてしまい、実際とは異なって、流れるようには見えな
い。
[発明の目的コ 本発明は、上記事情に基づいてなされたもので、その目
的とするところは、超音波li層像中に血流情報として
血流からの散乱パワーに比例した平均パワーと血流の方
向を表示し、さらには平均速度と上記平均パワーとを組
み合わせて表示することにより、血流の流れの可視化を
より正確に行うことを可能とした超音波診断装置を提供
することにある。
[発明の概要コ 本発明は、被検体内に超音波を送受波して上記被検体内
の断層像情報を得ると共に、上記送受波による散乱超音
波に基づき上記被検体内の血流情報を得る超音波診断装
置において、上記散乱超音波からドプラ偏移信号を検出
するドプラ信号検出手段と、このドプラ信号検出手段の
出力から血流情報を示すドプラ偏移信号の平均パワー及
び血流 。
1λ の方向を演算する演算回路と、この演算回路からの出力
をカラー処理するためのカラー変換回路と、このカラー
変換回路からのカラー処理された血流情報を上記断層像
に重畳して表示する表示装置とを備えた構成とし、超音
波断層像中に血流情報として少くとも血流からの散乱パ
ワーに比例した平均パワーと血流の方向とを表示するよ
うにしたことを特徴としている。
[発明の実施例] 以下本発明に係る超音波診断装置を第5図に示す一実施
例について説明する。尚、本実施例では超音波送信系、
及び受信系の一部は省略しである。
第5図において、10a、10bは超音波プローブから
の受信信号と、基準信号発生器11からの基準パルス信
号ftrとを混合するミキサーであり、ミキサー10b
には移相器12により906位相の異ならせた基準パル
ス信号ioが入力される。
13a、13bは夫々上記ミキサー10a、10bの混
合出力を人力し、それをろ波し位相検波信号として出力
するローパスフィルタ(L、P、F)である。この位相
検波信号は、被検体内部の種々の距離におけるドプラ偏
移成分を含んだ信号である。14a、14bはローパス
フィルタ13a。
13bからの出力信号をA/Dディジタル信号に変換す
るA/D変換器(A/D)rあり、15a。
15bは上記ディジタル化された位相検波出力から心臓
壁などによる固定反射信号を取除くフィルタ回路(MT
I filter )である。
上記A/D変換器14a、14b及びフィルタ回路15
a、15bにより、上記位相検波信号が含有している心
臓内の壁などの固定反射による直流分及びドプラ偏移周
波数より高い周波数成分を除去している。
上記において、フィルタ回路15a、15bは、例えば
第6図に示すように加算器30.31、シフトレジスタ
32及び乗算器33から構成されるものであり、シフト
レジスタ32は、ル−トパルス間隔に相当する時間分の
遅延を行なわせるものである。ここで、レートパルス周
波数チrを5k)−12とすれば、レートパルス間隔時
間は200μsに相当する。
またフィルタ回路15a、15bのフィルタ特性は、横
軸を周波数、縦軸を出力信号電圧として表わすと第7図
に示されるフィルタ特性であり、このようなフィルタ特
性はレーダ技術におけるMTIを応用したものである。
第5図のフィルタ回路15a、15bを2段設けるとざ
らに良いフィルタ特性が達成でき、理論的にはフィルタ
回路15a、、15bでの演算を10レートパルス分(
200μ5XIO)繰り返すことによって、心臓壁など
からの固定反射信号をとり除くことかできる。
ここで第5図における受゛信信号5(t)を下記式(1
)とすると、 5(t)=(Σa71cos(C4J(、t+ωdnt
+φdn))+bcJω。1+φh )−(1)なおΣ
anr8s((I〕。1+ωdnt+φdn)はドプラ
偏移信号であり、bcos(ωo1+φb)は固定反射
信号を示している。上記受信信号S (t )を入力し
たミキサー10a、10bの出力Va”(t)、Vb“
(1)ζ) は下記式(2で示される。
V’、4(t)” 5(t) ・ctsωo1 −・・
・・・(2)vg(t)= 5(t) −s= (θo
t−=(3)そしてローパスフィルタ13a、13bの
出力Va’ (t >、vb’ (t )は(11(2
)(3)式から下記式(4) 、 (5)と導かれる。
フィルタ15a、 15bの出力Va (t )、 V
b (t )は、DC成分がカッ1〜されそ下記式(6
)i7)となる。
第5図において16は演算回路であり、この演算回路1
6は例えば第8図に示すように、フィルタ回路15a、
15bの出力Va (t )、 Vb (t >を取込
むル−トディレーライン(レートパルス周波数frを5
kl−1zとすれば、ル−トディレ 1j)イ時間は2
00μsである)34.35、データセレクタ36.3
7及びこれらからの出力を積和する積和回路38から構
成されている。そしてこ(7)1j1回路38T−ハ上
記出力Va (t >、 vb (t )により、血球
からの散乱パワーに比例した量(双成(61,(7)式
の出力Va (t )、 Vb (t )より、平均パ
ワーPは、 F、。、−v6゜)+V色) でまる。
は、複素相関演緯を行うことにより、 −1次 ■から がめられる。ここで、CI、CRの符号から血流の方向
(プローブに近づく流れか、プローブから遠ざかる流れ
か)の判定も可能である。
なお、上記式(8)、 (9)、<10)の演算におい
ては、最初の演算でデータセレクタ 3f3,37はV
a(o)。
Vb(o)を選択し、積和回路38kmTVa z(0
)を演算する。次にデータセレクタ36.37は、Vb
 (0)、 Vb (0)を選択しVa2 (o)+V
b2(0)を演算することにより、平均パワーPをめる
ことができる。
次にデータセレクタ36.37は、Va (o)V (
1(1/7r)を選択し、Va(0)Va(1/fr)
を演算リ し・順次V b (0) V 1)(1/7
r)を演算し式■のリアルパートVaC1/fr) V
i’l (0) +Vb(1,z#r)Vb(o)を計
算し、次にイマジナリ−パーhVl)(1/fr)Va
 (o ) −Va(1/fr)Vb (o )をめる
ことができる。
第5図において21は受信信号を検波する検波回路であ
り、22はこの検波回路21の出力をデジタル量に変換
するA/D変挽回路であり、これら信号処理系により超
音波断層像(Bモード像)が生成される。
第5図において17は上記断層像情報と、平均る。
18はフレームメモリ17からフレーム毎に平−画像信
号に変換するカラー変換回路である。
このカラー変換回路18では、第8図に示すように、平
均流速■ (ドプラ偏移周波数1a >を例えばfdが
正の場合(順流)赤系の色で表示し、負の場合(逆流)
には青光の色で表示し1.+dの 、1大きさをその輝
度変化に対応させる。また、平均パワーPは、例えばP
が小さいほど緑色をまぜてその色相を変化に対応させる
第5図において19はカラー変換回路18によりカラー
処理された断層像情報と平均パワーP及び平均流速■の
情報とをアナログ量に変換するり、/△変換器であり、
20はD/、A変換器19からの断層像と平均パワーP
及び平均流速■とを重畳して表示するTVモニタである
上記の如く構成された本実施例の装置であれば以下の如
くの作用効果が得られる。
本実施例では、従来の装置7における平均流速V(ドプ
ラ偏移周波数チd)情報に加えて、平均パワーP情報を
その度合に応じて色付けして断層像に重畳して表示する
ようにしている。
この場合、心臓内の血流は、時間的にコヒーレンシーが
あり、ある1サンプルボリユーム内での血球の密度は時
々刻々変化しているものであり、その血球からの平均パ
ワーPも時々刻々変化している。従って、その変化を表
示していけば、血流の流れを追うことができ、よって血
行動態を極めて正確に把握することが可能となる。第9
図に示す以外の血流情報の表現法として第10図に示す
ように順流(プローブに近づく流れ:fdが正の場合)
は赤系の色で、逆流(プローブから遠ざかる流れ二fd
が負の場合)は青光の色で表現し、そのカラーの輝度を
平均パワーPの大きさに対応させても良い。この伯に本
発明はその要旨を逸脱しない範囲で種々変形して実施で
きる。
[発明の効果] 以上述べたように本発明によれば、被検体内への超音波
の送受波による散乱超音波からドプラ偏移信号を検出す
るドプラ信号検出手段と、このドプラ信号検出手段の出
力から血流情報を示す平均ドプラ偏移信号の平均パワー
及び血流の方向を演算する演算回路と、この演算回路か
らの出力をカラー処理するためのカラー変換回路と、こ
のカラー変換回路からのカラー処理された血流情報を上
記断層像に重畳して表示する表示装置とを備えた構成と
し、超音波断層像中に血流情報として血流からの散乱パ
ワーに比例した平均パワー堡と血流の方向、ざらには平
均速度を表示するようにしたので、血流の流れの可視化
をより正確に行うことを可能とした超音波診断装置が提
供できる。
【図面の簡単な説明】
第1図は超音波パルス反射波法による断層像(Bモード
像)の−例を示す図、第2図は超音波パルストアラ法に
よる血流情報の表示の一例を示す図、第3図及び第4図
は血行動態を説明するための図、第5図は本発明の一実
施例を示すブロック図、第6図は同実施例におけるフィ
ルタ回路の詳細を示すブロック図、第7図は同実施例に
おけるフィルタ回路の周波数特性を示す図、第8図は同
実施例における演算回路の詳輔を示すブロック図、第9
図、第10図は夫々同実施例におけるカラー変換回路の
各情報と色付けとの対応を示す図である。 10a、101)・・・ミキサ、11・・・基準信号発
生器、12・・・移相器、13a、13b・・・ローパ
スフ1)イルタ、1.4a 、14b ・A/D変換器
、15a。 15b・・・(MT I )フィルタ回路、16・・・
演算回路、17・・・フレームメモリ、18・・・カラ
ー変換回路、19・・・D/A変換器、20・・・TV
モニタ。 出願人代理人 弁理士 鈴江武彦 1弓 第1図 1″1 砂 末庫膚欠4ヒ 第4図 第3図 4JiP4tL B 郁信C 第8図 第9図 え軍/11;支pそざてる 第10図 ■光軍崖1=対幻−tう

Claims (1)

    【特許請求の範囲】
  1. 被検体内に超音波を送受波して上記被検体内の断層像情
    報を得ると共に、上記送受波による散乱超音波に基づき
    上記被検体内の血流情報を得る超音波診断装置において
    、上記散乱超音波からドプラ偏移信号を検出するドプラ
    信号検出手段と、このドプラ信号検出手段の出力から血
    流情報を示すドプラ偏移信号の平均パワー及び血流の方
    向を演算する演算回路と、この演算回路からの出力をカ
    ラー処理するためのカラー変換回路と、このカラー変換
    回路からのカラー処理された血流情報を上記断層像に重
    畳して表示する表示装置とを備えたことを特徴とする超
    音波診断装置。
JP11191384A 1984-05-31 1984-05-31 超音波診断装置 Granted JPS60256440A (ja)

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