JPS61257631A - 超音波診断装置 - Google Patents
超音波診断装置Info
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- JPS61257631A JPS61257631A JP9280486A JP9280486A JPS61257631A JP S61257631 A JPS61257631 A JP S61257631A JP 9280486 A JP9280486 A JP 9280486A JP 9280486 A JP9280486 A JP 9280486A JP S61257631 A JPS61257631 A JP S61257631A
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- blood flow
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- doppler
- power
- brightness
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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】
［発明の目的コ
（産業上の利用分野）
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几血流情報ｔ−２次元的に
光示可能にし次超音波診断装置に関する。
に超音波ドプラ法によって得几血流情報ｔ−２次元的に
光示可能にし次超音波診断装置に関する。
（従来の技術）
心臓内に流ｎ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ｎていることで超音波（
）９ルス変調）ドプラ法が主に用いられている。そして
、上記超音波ドプ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ｎ臨床で実用に
供さ扛ている。 ゛ また近年に至っては、レーダ技術等で用いら扛ているＭ
ＴＩ （Ｍｏｖｉｎｇ Ｔａｒｇ＠ｔ Ｉｎｄｉｃａｔ
ｉｏｎ ；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（例えば、Ｌｅｖｙ Ｇｅｒｚｂａｒｇ 、 ” Ｎ
ｏｎｏｌｉｔｈｉｃＰｏｗｅｒ−８ｐｅｃｔｒｕｍ Ｃ
ｅｎｔｒｏｉｄ Ｄｅｔｅｃｔｏｒ″ １ｎＴｅｃｈｎ
ｉｃａｌ Ｒｅｐｏｒｔ Ｎｏ、、 Ｇ５５７−２．
５ｔａｎｆｏｒｄＵｎｉｖｓ＋ｒｓｉｔｙ 、 Ｍａ
ｙ １９７９ ）。
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ｎていることで超音波（
）９ルス変調）ドプラ法が主に用いられている。そして
、上記超音波ドプ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ｎ臨床で実用に
供さ扛ている。 ゛ また近年に至っては、レーダ技術等で用いら扛ているＭ
ＴＩ （Ｍｏｖｉｎｇ Ｔａｒｇ＠ｔ Ｉｎｄｉｃａｔ
ｉｏｎ ；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（例えば、Ｌｅｖｙ Ｇｅｒｚｂａｒｇ 、 ” Ｎ
ｏｎｏｌｉｔｈｉｃＰｏｗｅｒ−８ｐｅｃｔｒｕｍ Ｃ
ｅｎｔｒｏｉｄ Ｄｅｔｅｃｔｏｒ″ １ｎＴｅｃｈｎ
ｉｃａｌ Ｒｅｐｏｒｔ Ｎｏ、、 Ｇ５５７−２．
５ｔａｎｆｏｒｄＵｎｉｖｓ＋ｒｓｉｔｙ 、 Ｍａ
ｙ １９７９ ）。
上記において血流情報としては、平均血流速（ドグラ偏
移周波数（ｆｄ））とその分散σとを演算して、こｎら
演算結果を輝度変調として例えばカラ一対応させて、例
えば心臓内左室においては第６図に示すＢモード像（断
層像）Ｍｌと血流情報（平均血流速１分散）とを、第７
図に示すカラースケールＭ２にもとづい次色を上記血流
情報に対応させて、第６図に示すＢモード像と重ね合わ
せて同一光示している。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。
移周波数（ｆｄ））とその分散σとを演算して、こｎら
演算結果を輝度変調として例えばカラ一対応させて、例
えば心臓内左室においては第６図に示すＢモード像（断
層像）Ｍｌと血流情報（平均血流速１分散）とを、第７
図に示すカラースケールＭ２にもとづい次色を上記血流
情報に対応させて、第６図に示すＢモード像と重ね合わ
せて同一光示している。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。
ま友、例えば左室の駆出血流は上記方法では流ｎるよう
に見えない。以下この理由を第８図及び第９図を参照し
て説明する。例えば第８図に示すように左室の内部位Ａ
、Ｂ、Ｃにおいて、この方向に血液が流ｎていて、駆出
開始時間を１＝０とすｎば、この左室内の部位Ａ、Ｂ。
に見えない。以下この理由を第８図及び第９図を参照し
て説明する。例えば第８図に示すように左室の内部位Ａ
、Ｂ、Ｃにおいて、この方向に血液が流ｎていて、駆出
開始時間を１＝０とすｎば、この左室内の部位Ａ、Ｂ。
Ｃでは、第９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ｆｅ＝５０Ｈｚのバイパスフィルタ）が装置
に組込まれている几め（第９図中の点線でｆｅを示す）
、ｔｃ＜ｔｉｌｔムの関係から駆出時にはＣ２Ｂ、Ａの
順で血流が表現さｎてしまい、実際とは異なって、ｆｆ
、ｎるようには見えない。
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ｆｅ＝５０Ｈｚのバイパスフィルタ）が装置
に組込まれている几め（第９図中の点線でｆｅを示す）
、ｔｃ＜ｔｉｌｔムの関係から駆出時にはＣ２Ｂ、Ａの
順で血流が表現さｎてしまい、実際とは異なって、ｆｆ
、ｎるようには見えない。
しかも平均血流速を自己相関法を用いて演算する場合、
平均血流速はドプラ偏移信号の時間的位相差によって求
められる。このため特に低血流の場合は心臓壁などの遅
い動きによるドグラ備移成分（クラッタ成分）との分離
が難しくなり、正確な血流が光示できない。
平均血流速はドプラ偏移信号の時間的位相差によって求
められる。このため特に低血流の場合は心臓壁などの遅
い動きによるドグラ備移成分（クラッタ成分）との分離
が難しくなり、正確な血流が光示できない。
そこで本発明は、血流の流ｒ′Ｌ’６正確に表示する特
に低血流の流ｎを正確に表示することができる超音波診
断装置を提供することを目的とする。
に低血流の流ｎを正確に表示することができる超音波診
断装置を提供することを目的とする。
［発明の構成］
（問題を解決するための手段）
この目的を達成する九めに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
ら血流情報を示すＰ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で得几ドプラ偏移
信号に基づき測定対象の血流のパワーを示す情報を演算
する演算手段と、この演算手段で演算さｎたノ臂ワー情
報にそのノ９ワーの大きさに応じて輝度変調をかける輝
度変調手段と、この輝度変調手段で得た輝度変調さｔ’
Ｌ 几／’？ワー情報を上記断層像に重畳して表示する
表示装置とを備え几ものである。
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
ら血流情報を示すＰ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で得几ドプラ偏移
信号に基づき測定対象の血流のパワーを示す情報を演算
する演算手段と、この演算手段で演算さｎたノ臂ワー情
報にそのノ９ワーの大きさに応じて輝度変調をかける輝
度変調手段と、この輝度変調手段で得た輝度変調さｔ’
Ｌ 几／’？ワー情報を上記断層像に重畳して表示する
表示装置とを備え几ものである。
すなわち、血流の方向を例えば順流を赤系の色、逆流を
實系の色で表現し、パワーの大きさに対応させて輝度を
変えるものである。
實系の色で表現し、パワーの大きさに対応させて輝度を
変えるものである。
（作用）
ノ臂ワーはドプラ偏移信号の振幅値の２乗に対応するも
のである。従って、低血流であっても周波数成分は含ま
わｎていないのでドプラフィルタでカットされることは
ない。しかも周波数成分は含まれていないので心臓壁な
どのクラッタ成分の影響を受けにくい。従って低血流で
あっても血流の自然な流ｎをそのまま正確に光示するこ
とか可能となる。
のである。従って、低血流であっても周波数成分は含ま
わｎていないのでドプラフィルタでカットされることは
ない。しかも周波数成分は含まれていないので心臓壁な
どのクラッタ成分の影響を受けにくい。従って低血流で
あっても血流の自然な流ｎをそのまま正確に光示するこ
とか可能となる。
（実施例）
以下本発明に係る超音波診断装置を第１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１図において、
１０ｍ、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・臂ルス信号１０とを混合
するミキサーであシ、ミキサー１０ｂには移相器１２に
よシ９０゜位相の異ならせた基準パルス信号１０が入力
される。１３ｍ、１３ｂは夫々上記ミキサー１０ａ。
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１図において、
１０ｍ、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・臂ルス信号１０とを混合
するミキサーであシ、ミキサー１０ｂには移相器１２に
よシ９０゜位相の異ならせた基準パルス信号１０が入力
される。１３ｍ、１３ｂは夫々上記ミキサー１０ａ。
Ｊ６ｂの混合出力を入力し、そｎ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。１４＊、１４ｂ
はＣ！ −／ｆ スフィルタ１３ａ。
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。１４＊、１４ｂ
はＣ！ −／ｆ スフィルタ１３ａ。
１３ｂからの出力信号ｋＡ／Ｄディジタル信号に変換す
るＡ／ＤＫ換器（φ）で１）、１５ｍ、１５ｂは上記デ
ィジタル化さｎた位相検波信号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（ｊｉｆｒＩ ｆｉｌ
ｔｅｒ）である。
るＡ／ＤＫ換器（φ）で１）、１５ｍ、１５ｂは上記デ
ィジタル化さｎた位相検波信号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（ｊｉｆｒＩ ｆｉｌ
ｔｅｒ）である。
上記ψ変換器１４ｍ、１４ｂ及びフィルタ回路１５ｈ、
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
よシ高い周波数成分を除去している。
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
よシ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１５ｍ、１５ｂは、例えば
第２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から溝底さｎるものであシ、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ａｔ−行なわせるものである。ここで、シートノ９ル
ス周波数／ｒを５ｋＨｚと丁ｎば、レートパルス間隔時
間は２００μＳに相当する。
第２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から溝底さｎるものであシ、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ａｔ−行なわせるものである。ここで、シートノ９ル
ス周波数／ｒを５ｋＨｚと丁ｎ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１５ ｍ ＋ １５ ｂ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３図に示さｎるフィルタ特性であシ、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１図のフィルタ回路１５ｍ、１５ｂを２段設
けるとさ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１５＊、１５ｂでの演算を１０レ一トノ々
ルス分（２００μｓ’Ｘ１０）繰シ返すことによって、
心臓壁などからの固定反射信号をと夛除くことができる
。
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３図に示さｎるフィルタ特性であシ、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１図のフィルタ回路１５ｍ、１５ｂを２段設
けるとさ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１５＊、１５ｂでの演算を１０レ一トノ々
ルス分（２００μｓ’Ｘ１０）繰シ返すことによって、
心臓壁などからの固定反射信号をと夛除くことができる
。
ここで第１図における受信信号Ｓ （ｔ）を下記式ｆｉ
＋とすると、 ５（ｔ）＝（Σａｎｃｏｓ（’Ｑｌ ｔ −１−ＧＪｄ
Ｈｔ＋φｄｎ））＋ｂｃｏｓ（ωｏ１＋φｂ ）
−・・・−・・−１１１なおΣａｎｃｏｓ （ωｏ
ｔ＋φｂ）Ｆｉ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１０ｍ、１０ｂの出力
Ｖａ“（ｔ） 、 ｖｂ”（１）は下記式（２）で示さ
ｎる。
＋とすると、 ５（ｔ）＝（Σａｎｃｏｓ（’Ｑｌ ｔ −１−ＧＪｄ
Ｈｔ＋φｄｎ））＋ｂｃｏｓ（ωｏ１＋φｂ ）
−・・・−・・−１１１なおΣａｎｃｏｓ （ωｏ
ｔ＋φｂ）Ｆｉ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１０ｍ、１０ｂの出力
Ｖａ“（ｔ） 、 ｖｂ”（１）は下記式（２）で示さ
ｎる。
Ｖａ’（ｔ）＝ Ｓ （ｔ） ・ｃ ｏ ｓ Ｇ）Ｏｔ
・−−−−−−・−（２１Ｖｂ’（ｔ）＝
Ｓ （ｔ） ・ｓ ｉ ｎωｏ ｔ −−−（
３１そしてローｔ４スフィルタ１３ｍ、１３ｂの出力Ｖ
ａ’（ｔ）、 Ｖｂ’（ｔ）は１１＋＋２１＋３１式か
ら下記式（４１、１５１と導かｎフィルタ１５ｍ、１５
ｂの出力Ｖａ （ｔ） 、 Ｖｂ （ｔ）は、ＤＣ成分
がカットさｎて下記式（６１、＋７１となる。
・−−−−−−・−（２１Ｖｂ’（ｔ）＝
Ｓ （ｔ） ・ｓ ｉ ｎωｏ ｔ −−−（
３１そしてローｔ４スフィルタ１３ｍ、１３ｂの出力Ｖ
ａ’（ｔ）、 Ｖｂ’（ｔ）は１１＋＋２１＋３１式か
ら下記式（４１、１５１と導かｎフィルタ１５ｍ、１５
ｂの出力Ｖａ （ｔ） 、 Ｖｂ （ｔ）は、ＤＣ成分
がカットさｎて下記式（６１、＋７１となる。
Ｖａ （１）＝ｒ ｅ。８（、、。ｔ ＋ 、１１ｄｎ
） ０００．＝、（６）第１図において１６
は演算回路であり、この演算回路１６は例えば第４図に
示すように、フィルタ回路１５ｍ、１５ｂの出力Ｖａ
（ｔ） 、 Ｖｂ （ｔ） ｆｔ取込むル−トディレー
ライン（レートノぐルス周波数ｆ’ ｔ ５ ｋＨｚと
すｎば、ル−トディレィ時間は２００μｓである）ｓ４
，３５、データセレクタ３６．３７及びとｎらからの出
力を積和する積和回路３８から溝底さｎている。そして
、この演算回路３８では上記出力Ｖａ （ｔ） 、 Ｗ
ｂ （ｔ）によシ、血球からの散乱／母ワーに比例し友
量（以下平均パワーと称する）ｉと、平均流速マ（ドプ
ラ偏移周波数ニアｄり普脣を演算する。即ち、式＋６）
、 （７）の出力Ｖａ（ｔ）。
） ０００．＝、（６）第１図において１６
は演算回路であり、この演算回路１６は例えば第４図に
示すように、フィルタ回路１５ｍ、１５ｂの出力Ｖａ
（ｔ） 、 Ｖｂ （ｔ） ｆｔ取込むル−トディレー
ライン（レートノぐルス周波数ｆ’ ｔ ５ ｋＨｚと
すｎば、ル−トディレィ時間は２００μｓである）ｓ４
，３５、データセレクタ３６．３７及びとｎらからの出
力を積和する積和回路３８から溝底さｎている。そして
、この演算回路３８では上記出力Ｖａ （ｔ） 、 Ｗ
ｂ （ｔ）によシ、血球からの散乱／母ワーに比例し友
量（以下平均パワーと称する）ｉと、平均流速マ（ドプ
ラ偏移周波数ニアｄり普脣を演算する。即ち、式＋６）
、 （７）の出力Ｖａ（ｔ）。
Ｖｂ （ｔ）より、平均パワーＰは、下記（８）式で求
まる。
まる。
ｔ”Ｏｔ τｔ ２ τｔ ”’＊ Ｉ’ｉτｔτ＝１
／／ｎここで簡単のために、単一の移動物体からのドプ
ラ信号を考えて、ｎ＝１（単一ドプラ周波数）として、
ａｎ＝２１．ωｄｎ＝ωｄ、φｄｎ＝０とおくと、上記
（６）。
／／ｎここで簡単のために、単一の移動物体からのドプ
ラ信号を考えて、ｎ＝１（単一ドプラ周波数）として、
ａｎ＝２１．ωｄｎ＝ωｄ、φｄｎ＝０とおくと、上記
（６）。
（方式は、
Ｖａ（ｔ）＝ａｃｏｓωａ ｔ
−−・−（６ｆＷｂ （ｔ）＝ ＊ ａ ｉ ｎωｄ
ｔ ・・−−−−−−・（７７こ
扛によシ、上記（８）式は で求まる。
−−・−（６ｆＷｂ （ｔ）＝ ＊ ａ ｉ ｎωｄ
ｔ ・・−−−−−−・（７７こ
扛によシ、上記（８）式は で求まる。
ｃｕｄ
平均流速Ｖ（ドプラ偏移周波数：／ｄ＝ｉ）は、複素相
関演算を行うことにより、 ｙａ （ｔ）＊ ｖｂ （ｔ）Ｏ複素自己相関は、十Ｊ
（Ｖｂ（ｔ＋ｒ）Ｖ（ｔ） −Ｖａ（ｔ＋すＶｔ（ｔ）
） ｍｌ＝ ＣＢ ＋ ＪＣ！
・・・・・・・・・（９）ただし、ｔ＝０＋
τ、２τ＋”・、Ｎτ＋τ＝１／ｆｒ（６）’ ＣＴＹ
を代入して、 ００、αη式から が求めらｎる。ここでＮ Ｃｆ ＋ ｃ、の符号から
血流の方向（プローブに近づく流ｎか、プローブから遠
ざかる流れか）の判定も可能である。
関演算を行うことにより、 ｙａ （ｔ）＊ ｖｂ （ｔ）Ｏ複素自己相関は、十Ｊ
（Ｖｂ（ｔ＋ｒ）Ｖ（ｔ） −Ｖａ（ｔ＋すＶｔ（ｔ）
） ｍｌ＝ ＣＢ ＋ ＪＣ！
・・・・・・・・・（９）ただし、ｔ＝０＋
τ、２τ＋”・、Ｎτ＋τ＝１／ｆｒ（６）’ ＣＴＹ
を代入して、 ００、αη式から が求めらｎる。ここでＮ Ｃｆ ＋ ｃ、の符号から
血流の方向（プローブに近づく流ｎ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）乃至（６）の演算においては、最初
の演算でデータセレク３１３６．３７はｖａ（０）、
Ｖａ（ｏ）を選択し、積和回路３８にてＶａ２（ｏ）を
演算する。次にデータセレクｐ３６，３’ｌは、Ｑｏ）
ｅ Ｑｏ） ’！ｒ選択しＶａ２（ｏ）＋Ｖｂ２（０
）を演算することによシ、順次演算を行ない（８）式の
平均パワーＰを求めることができる。
の演算でデータセレク３１３６．３７はｖａ（０）、
Ｖａ（ｏ）を選択し、積和回路３８にてＶａ２（ｏ）を
演算する。次にデータセレクｐ３６，３’ｌは、Ｑｏ）
ｅ Ｑｏ） ’！ｒ選択しＶａ２（ｏ）＋Ｖｂ２（０
）を演算することによシ、順次演算を行ない（８）式の
平均パワーＰを求めることができる。
次にデータセレクタ３６．３７は、Ｖａ（ｏ）”ａ（′
ｖｆｒ）’ｔ−選択−Ｌ、Ｖａ（ｏ） Ｖａ （１／／
ｒ ）を演算し順次ｖＸｏ） ｖｂ （Ｖｆｒ）を演
算し式（９）のリアル／４− ） Ｖａ（１／ｆｒ）Ｖ
ａ（ｏ）＋ Ｖｂ（１／ｆ ｒ ）Ｖｂ（ｏ）を計算し
、次にイマジナリ−パートｖｂ （１／／ ｒ ） Ｖ
ａ（ｏ）−Ｖａ （１／ｆ ｒ ）Ｖｂ（ｏ）を順次求
めることができる。
ｖｆｒ）’ｔ−選択−Ｌ、Ｖａ（ｏ） Ｖａ （１／／
ｒ ）を演算し順次ｖＸｏ） ｖｂ （Ｖｆｒ）を演
算し式（９）のリアル／４− ） Ｖａ（１／ｆｒ）Ｖ
ａ（ｏ）＋ Ｖｂ（１／ｆ ｒ ）Ｖｂ（ｏ）を計算し
、次にイマジナリ−パートｖｂ （１／／ ｒ ） Ｖ
ａ（ｏ）−Ｖａ （１／ｆ ｒ ）Ｖｂ（ｏ）を順次求
めることができる。
第１図において２１は受信信号を検波する検波回路であ
シ、２２はこの検波回路２１の出力管デジタル量に変換
する〜Φ変換回路であり、とｎら信号処理系によシ超音
波断層像（Ｂモード像）が生成さｎる。
シ、２２はこの検波回路２１の出力管デジタル量に変換
する〜Φ変換回路であり、とｎら信号処理系によシ超音
波断層像（Ｂモード像）が生成さｎる。
第１図において１７は上記断層像情報と、平均パワーＶ
及び平均流速マ（ドプラ偏移周波数ｆａ ＝−５とを蓄
えるフレームメモリ（ＦＭ）である。
及び平均流速マ（ドプラ偏移周波数ｆａ ＝−５とを蓄
えるフレームメモリ（ＦＭ）である。
１８はフレームメモリ１７からフレーム毎に平均パワー
Ｆ及び流速の方向の情報を取出してカラー画像信号に変
換するカラー変換回路である。
Ｆ及び流速の方向の情報を取出してカラー画像信号に変
換するカラー変換回路である。
このカラー変換回路１８は、第５図に示すように例えば
７ｄが正の場合（ｌ１ｌｉｊ流）赤系の色で光示し、負
の場合（逆流）には青果の色で弐示し、パワーＦ大きさ
をその輝度変化に対応させる。ま九、第１図において１
９はカラー変換回路１８によシカラー処理さｎ九断層像
情報（几だし、通常、グレースケール光示）と輝度変換
さｎた平均・譬ワーＰ及び色相変換された血流方向の情
報とをアナログ量に変換するＤ／Ａ変換器でｈＤ、２０
はＤ／Ａ変換器１９からの断層像と平均パワーＰ及び血
流方向とを重畳して表示するＴＶモニタである。
７ｄが正の場合（ｌ１ｌｉｊ流）赤系の色で光示し、負
の場合（逆流）には青果の色で弐示し、パワーＦ大きさ
をその輝度変化に対応させる。ま九、第１図において１
９はカラー変換回路１８によシカラー処理さｎ九断層像
情報（几だし、通常、グレースケール光示）と輝度変換
さｎた平均・譬ワーＰ及び色相変換された血流方向の情
報とをアナログ量に変換するＤ／Ａ変換器でｈＤ、２０
はＤ／Ａ変換器１９からの断層像と平均パワーＰ及び血
流方向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ｔ″Ｌ７を本実施例の装装置であれば
以下の如くの作用効果が得らｎる。
以下の如くの作用効果が得らｎる。
本実施例では、平均パワーＰ情報をその度合に応じて輝
度を変えて断層像に重畳して表示するようにしている。
度を変え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
ちシ、ある１サンプルゲ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シ、その血球からの平均・
臂ワー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ｒｔ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。
ちシ、ある１サンプルゲ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シ、その血球からの平均・
臂ワー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ｒｔ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。
［発明の効果］
以上述べたように本発明によｎば、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１得る超音波診断装置において、上記散乱超音波か
ら血流情報を示す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で得たドプラ偏移
信号に基づき測定対象の血流のノ母ワーを示す情報を演
算する演算手段と、この演算手段で演算されたノ４ワ−
情報にそのパワーの大きさに応じて輝度変調をかける輝
度変調手段と、この輝度変調手段で輝度変調さｎたパワ
ー情報を上記断層像に重量して表示する表示装置とを備
え几ことにより平均流速の代わりにＩ母ワー情報を輝度
に変調して表示することによシ、低血流速であっても血
流の流ｎｔ−正確に表示することができる。しかも、平
均流速／ｄの正負によシ色相を変えｎば血流の様子がよ
シわかりやすく表示できるようにした超音波診断装置が
提供できる。
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１得る超音波診断装置において、上記散乱超音波か
ら血流情報を示す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で得たドプラ偏移
信号に基づき測定対象の血流のノ母ワーを示す情報を演
算する演算手段と、この演算手段で演算されたノ４ワ−
情報にそのパワーの大きさに応じて輝度変調をかける輝
度変調手段と、この輝度変調手段で輝度変調さｎたパワ
ー情報を上記断層像に重量して表示する表示装置とを備
え几ことにより平均流速の代わりにＩ母ワー情報を輝度
に変調して表示することによシ、低血流速であっても血
流の流ｎｔ−正確に表示することができる。しかも、平
均流速／ｄの正負によシ色相を変えｎば血流の様子がよ
シわかりやすく表示できるようにした超音波診断装置が
提供できる。
第１図は本発明の一実施例を示すブロック図、第２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３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４図は同実施例における演算回路の詳細を
示すブロック図、第５図は同実施例におけるカラー変換
回路の各情報と色付け（輝度）との対応を示す図、第６
図は超音波パルス反射波法による断層像（Ｂモード偉）
の−例を示す図、第７図は超音波パルスドブン法による
血流情報の表示の一例を示す図、第８図及び第９図は血
行動態を説明するための図である。 １０ｍ、１０ｂ・・・ミキサ、１１・・・基準信号発生
器、１２−・・移相器、１３＊、１３ｂ−ロー／ｆスフ
イルタ、１４＊、１４ｂ−１ｙ’Ｄ変換器、１５＊。 １５ｂ・・・（ＭＴＩ）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 彦第２図 第６図 第７図 ０４ｍ Ｂ ａＣ 第９図
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３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４図は同実施例における演算回路の詳細を
示すブロック図、第５図は同実施例におけるカラー変換
回路の各情報と色付け（輝度）との対応を示す図、第６
図は超音波パルス反射波法による断層像（Ｂモード偉）
の−例を示す図、第７図は超音波パルスドブン法による
血流情報の表示の一例を示す図、第８図及び第９図は血
行動態を説明するための図である。 １０ｍ、１０ｂ・・・ミキサ、１１・・・基準信号発生
器、１２−・・移相器、１３＊、１３ｂ−ロー／ｆスフ
イルタ、１４＊、１４ｂ−１ｙ’Ｄ変換器、１５＊。 １５ｂ・・・（ＭＴＩ）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 彦第２図 第６図 第７図 ０４ｍ Ｂ ａＣ 第９図
Claims (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血流情報を示すドプラ偏移信号を
検出するドプラ信号検出手段と、このドプラ信号検出手
段で得たドプラ偏移信号に基づき測定対象の血流のパワ
ーを示す情報を演算する演算手段と、この演算手段で演
算されたパワー情報にそのパワーの大きさに応じて輝度
変調をかける輝度変調手段と、この輝度変調手段で輝度
変調されたパワー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。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP9280486A JPS61257631A (ja) | 1986-04-22 | 1986-04-22 | 超音波診断装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP9280486A JPS61257631A (ja) | 1986-04-22 | 1986-04-22 | 超音波診断装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS61257631A true JPS61257631A (ja) | 1986-11-15 |
| JPH0418859B2 JPH0418859B2 (ja) | 1992-03-27 |
Family
ID=14064599
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP9280486A Granted JPS61257631A (ja) | 1986-04-22 | 1986-04-22 | 超音波診断装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS61257631A (ja) |
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO1988008278A1 (en) * | 1987-04-30 | 1988-11-03 | Yokogawa Medical Systems, Ltd. | Pulse doppler ultrasonic diagnosis apparatus |
| JPH0292347A (ja) * | 1988-09-29 | 1990-04-03 | Toshiba Corp | カラー超音波診断装置 |
| WO2004105614A1 (ja) | 2003-05-29 | 2004-12-09 | Olympus Corporation | 超音波診断装置および超音波診断装置のデータ処理方法 |
-
1986
- 1986-04-22 JP JP9280486A patent/JPS61257631A/ja active Granted
Cited By (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO1988008278A1 (en) * | 1987-04-30 | 1988-11-03 | Yokogawa Medical Systems, Ltd. | Pulse doppler ultrasonic diagnosis apparatus |
| JPH0292347A (ja) * | 1988-09-29 | 1990-04-03 | Toshiba Corp | カラー超音波診断装置 |
| WO2004105614A1 (ja) | 2003-05-29 | 2004-12-09 | Olympus Corporation | 超音波診断装置および超音波診断装置のデータ処理方法 |
| US7803114B2 (en) | 2003-05-29 | 2010-09-28 | Olympus Corporation | Ultrasonic diagnostic apparatus and data processing method therefor |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH0418859B2 (ja) | 1992-03-27 |
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Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| EXPY | Cancellation because of completion of term |