DE4134724C2 - Einrichtung zur farbigen Strömungsaufzeichnung mit Ultraschall - Google Patents
Einrichtung zur farbigen Strömungsaufzeichnung mit UltraschallInfo
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Description
Die vorliegende Erfindung betrifft eine Einrichtung zur
Strömungsaufzeichnung mit Ultraschall zu Zwecken
der Diagnose und insbesondere eine Einrichtung,
die imstande ist, ein Artefakt bzw. eine infolge der
Bewegung von Körperorganen streuende Struktur zu entfer
nen, um eine korrekte Anzeige der Blutströmung zu erhalten.
Eine Einrichtung zur Blutströmungsaufzeichnung mit Ultra
schall zeigt die Geschwindigkeit und die Richtung einer
Blutströmung in einem Herzen oder einem Bauchbereich unter
Nutzung des Dopplereffekts zweidimensional an. Da es mög
lich ist, visuell die Verteilung von Blutgefäßen in einem
lebenden Körper dadurch zu erkennen, daß man ein so gewon
nenes Bild einem Schnittbild überlagert, um sie gemeinsam
sichtbar zu machen, wird sie gegenwärtig oft in Kliniken
benutzt.
Ferner ist eine Anzahl von Patentanmeldungen hier
auf gerichtet, beispielsweise JP-A-60-96232 (1985),
EP-A-0 346 890 oder DE-A-38 27 513.
In dieser Einrichtung werden reflektierte Wellen von Meß
punkten an einem B-Mode-Abschnitt aufeinanderfolgend durch
wiederholtes Übertragen und Empfangen von Ultraschallimpul
sen ermittelt, das begleitet wird von einer Strahlabta
stung, um Phasensignale zu erhalten, die die Phase der er
mittelten Signale anzeigen, und zwar durch komplizierte
aufeinanderfolgende Datenverarbeitung. Die Phasenverschie
bung eines Signals von dem gleichen Meßpunkt entsprechend
einem speziellen Übertragungsintervall wird errechnet, um
die Geschwindigkeit eines sich bewegenden Zielobjekts an
diesem Punkt zu erhalten. Änderungen in dieser Geschwindig
keit werden durch numerische Werte oder ein Diagramm darge
stellt, die bzw. das an entsprechenden Positionen angezeigt
werden bzw. wird, die dem B-Mode-Abschnitt entsprechen, und
zwar in Überlagerung eines B-Mode-Bilds. Um die Einflüsse
von Signalen von den Körperorganen, wie etwa der Blutgefäß
wand usw., auf Werte zu vermeiden, die die Bewegungsge
schwindigkeit darstellten, wurden digitale Filter mit Hoch
paß-Charakteristiken verwendet, die Einrichtungen zum Auf
heben der Laufzeitverzögerung (delay line cancellers) oder
MTI-Filter (Filter zur Anzeige eines bewegten Zielobjekts)
genannt werden (siehe beispielsweise DE-A-37 27 513). Es wurde
davon ausgegangen, daß die so angezeigte Geschwindigkeit die
Blutströmungsgeschwindigkeit in einem Blutgefäß darstellt.
Abgesehen hiervon wurden verschiedenartige Einrichtungen
zur Blutströmungsaufzeichnung vorgeschlagen. Beispielsweise
wurden Vorrichtungen ausgeführt, bei denen der
B-Mode-Schritt in einer grauen Darstellung und die
Blutströmungsgeschwindigkeit, die hierauf überlagert ist,
in unterschiedlichen Farbtönungen angezeigt wird, usw.
Nun ist auf dem Diagnosefeld des Bauchbereichs, wie etwa
der Leber, der Niere usw., eine Information über Blutströ
mung mit äußerst niedriger Geschwindigkeit nützlich, die so
niedrig ist wie etwa 3 cm/s. Es wurde erkannt, daß es
schwierig ist, Signale für eine Blutströmung mit diesem Ge
schwindigkeitsausmaß von Signalen infolge der Bewegung der
Körperorgane selbst, die durch die Bewegung des Körpers,
Atmung usw. erzeugt wurde, mittels MTI-Filtern abzutrennen,
die Hochpaß-Charakteristiken aufweisen und bisher verwendet
wurden. Das heißt, wenn das Band der Signalunterdrückung in
der Nähe eines Punktes, wo die Phasenverschiebung Null be
trägt, ausgeweitet wird, dann wird auch die Information
über Blutströmung mit niedriger Geschwindigkeit von den
MTI-Filtern entfernt. Wenn im Gegensatz hierzu das Band der
Signalunterdrückung schmäler wird, dann werden die Signal
komponenten, die auf die Bewegung der Körperorgane zurück
zuführen sind, vermischt mit dem Strömungsgeschwindigkeits
signal, und deshalb wird ein Artefakt der Anzeige über die
Blutgeschwindigkeit zugemischt.
Weitere Ultraschallvorrichtungen zur Darstellung von Blut
strömungen sind in JP-A-2-119 849 und in US-4,761,740 offen
bart. Bei diesen Vorrichtungen werden die aus reflektierten
Ultraschallwellen gewonnenen Meßsignale quadraturdemoduliert,
um Phasensignale zu erhalten. Aus den Phasensignalen wird die
Geschwindigkeitsinformation der Blutströmung gewonnen. Außer
dem wird die Leistung der Phasensignale berechnet, um die
Darstellung der Strömungsgeschwindigkeit auszusetzen, wenn
die Leistung einen bestimmten Schwellenwert über- oder unter
schreitet. Dadurch soll die Darstellung der Blutströmung stö
rungsfreier möglich sein.
Deshalb ist es ein Ziel der vorliegenden Erfindung, eine
Einrichtung zur Strömungsaufzeichnung vorzusehen, die
imstande ist, die Signale, die die Bewegung von Körperorga
nen bezeichnen, besser von jenen Signalen abzutrennen, die
die Blutströmungsgeschwindigkeit bezeichnen, um
Artefakte infolge der Bewegung der Körperorgane wirksam zu entfernen.
Die Lösung dieser Aufgabe gelingt mit der in Anspruch 1 angegebenen
Einrichtung. Die Unteransprüche sind auf vorteilhafte Ausgestaltungen der
Erfindung gerichtet.
Die Erfindung ist imstande, korrekt die Verteilung der Blutströmungsge
schwindigkeit in einem Bereich mit niedriger Strömungsge
schwindigkeit anzuzeigen.
Eines der Merkmale der vorliegenden Er
findung besteht in der Beurteilung, ob ein Artefakt infolge
der Bewegung von Körperorganen den Geschwindigkeits-Meßsi
gnalen beigemengt ist oder nicht, und zwar durch Benutzung
von Ultraschall-Phasensignalen, die nicht durch MTI-Filter
hindurchgelaufen sind.
Eine Ausführungsform der vorliegenden Erfin
dung umfaßt einen ersten Geschwindig
keitsrechner, um die Geschwindigkeit aus einem
Ultraschall-Phasensignal zu errechnen, das durch einen
MTI-Filter hindurchgelaufen ist; eine zweite Geschwindigkeits-Rechen
vorrichtung, um die Geschwindigkeit aus einem Ultra
schall-Phasensignal zu errechnen, das nicht durch den
MTI-Filter hindurchgelaufen ist, und eine Anzeige-Steuerein
richtung, welche die Anzeige der Ausgänge des ersten Ge
schwindigkeitsrechners für entsprechende Meßpunkte verhin
dert, wenn der Ausgang des zweiten Geschwindigkeitsrechners
eine erste Schwelle überschreitet, und die Anzeige der Aus
gänge des ersten Geschwindigkeitsrechners für die entspre
chenden Meßpunkte gestattet, aber nur dann, wenn der Aus
gang des zweiten Geschwindigkeitsrechners unter der ersten
Grenze liegt.
Die Anzeige-Steuereinrichtung umfaßt eine Einrichtung,
um die Leistung des Ultraschall-Phasensignals zu
ermitteln, das nicht durch den MTI-Filter hindurchgelaufen
ist, sowie eine logische Einrichtung, um die oben beschrie
bene Verhinderung der Anzeige aufzuheben, wenn die so er
mittelte Leistung unterhalb einer zweiten Grenze liegt.
Der Ausgang der ersten Geschwindigkeits-Recheneinrichtung,
der aus dem Ultraschall-Phasensignal erhalten wurde, das
durch den MTI-Filter hindurchgelaufen ist, bezeichnet im
allgemeinen grundsätzlich die Blutströmungsgeschwindigkeit.
Es hat sich jedoch herausgestellt, daß dies nicht zutrifft,
sondern Artefakte mit eingemischt sind, wenn die von den
Körperorganen reflektierten Wellen stark sind oder wenn die
Bewegungsgeschwindigkeit der Körperorgane bei einem be
stimmten hohen Niveau liegt, und daß im Gegensatz dazu der
Ausgang des zweiten Geschwindigkeitsrechners, der von jenem
Ultraschall-Phasensignal erhalten wurde, das nicht durch
den MTI-Filter hindurchgelaufen ist, stets näherungsweise
nur die Bewegung der Körperorgane bezeichnet, d. h. nur ein
Artefaktsignal. Wenn die Bewegungsgeschwindigkeit der Körperorgane
bei einem bestimmten hohen Niveau liegt, ist es möglich, genau zu ermitteln,
daß ein Artefakt in den Ausgang des ersten
Geschwindigkeitsrechners eingemischt ist und
die Blutgeschwindigkeitsverteilung
anzuzeigen, von welcher die Artefakte infolge der Bewegung
der Körperorgane selbst wirksam entfernt sind.
Durch eine detailliertere Analyse hat sich herausgestellt,
daß in jenem Fall, in dem die Leistung des Ultraschall-Pha
sensignals, das nicht durch den MTI-Filter hindurchgelaufen
ist, sehr niedrig ist, von der Blutströmung reflektierte
Wellen eher dominieren als von den Körperorganen reflek
tierte Wellen, und selbst wenn die vom zweiten Geschwindig
keitsrechner bezeichnete Geschwindigkeit hoch ist, kein
Artefakt in den Ausgang des ersten Geschwindigkeitsrechners
eingemischt ist. Deshalb kann durch das oben be
schriebene Merkmal der die Leistung des Phasensignals ermittelnden Einrichtung
verhindert werden, daß irrtümlich ein
Geschwindigkeit-Meßausgang entfernt wird, in den kein Artefakt
eingemischt ist. Gemäß diesem Merkmal wird, selbst
wenn das Band des niedrigen Geschwindigkeitsbereiches des
MTI-Filters verengt wird,
eine Blutströmungsverteilung genau auch über den
niedrigen Geschwindigkeitsbereich hinweg erhalten,
weil ein Artefakt infolge der
Bewegung der Körperorgane wirksam entfernt werden
kann.
Ein Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung besteht
darin, daß die erste Schwelle, die bereits vorher beschrie
ben ist, als eine Funktion angegeben wird, die sich auf den
Ausgang der oben beschriebenen Leistungsmeßeinrichtung be
zieht. Das heißt, je kleiner die Leistung des Ultraschall-Phasen
signales ist, das nicht durch den MTI-Filter hin
durchgelaufen ist, desto höher wird die Schwelle für die
Verhinderung der Anzeige im Hinblick auf den Ausgang ange
setzt. Auf diese Weise kann angemessener beurteilt werden,
ob ein Artefakt in den Ausgang des ersten Geschwindigkeits
rechners eingemischt ist oder nicht, und es ist möglich,
das Artefakt exakt zu entfernen. Um zu beurteilen, ob ein
Artefakt eingemischt ist oder nicht, wird getrennt von dem
Verfahren, wodurch die Größe der Leistung des Ultraschall-Phasen
signals, das nicht durch das MTI-Filter hindurch
gelaufen ist, in Betracht gezogen wird, wie oben beschrie
ben, auch eine andere Methode möglich, durch welche eine
Turbulenz in der Geschwindigkeit, d. h. eine repräsentative
Veränderung aus einer Vielzahl von Geschwindigkeitssignalen
für denselben Meßpunkt, die aus dem zweiten Geschwindig
keitsrechner kommen, in Betracht gezogen. Das heißt, da von
dem Blutstrom reflektierte Wellen dominieren, wenn eine
Turbulenz in der Geschwindigkeit oder eine Änderung σ² im
Geschwindigkeitssignal vorliegt, wird die Verhinderung der
Anzeige durch die Größe der Geschwindigkeit, die von dem
zweiten Geschwindigkeitsrechner gegeben wird, aufgeho
ben und die erste Schwelle für die Anzeigeverhinderung wird
erhöht.
Ferner ist auch eine Anordnung bzw. ein Aufbau nützlich,
worin der gesamte Geschwindigkeitsmeßwert, der Leistungs
meßwert und der Turbulenzmeßwert, die aus dem Ultraschall-Phasen
signal erhalten wurden, das nicht durch das MTI-Fil
ter hindurchgelaufen ist, und die oben bereits beschrieben
wurden, für die Beurteilung der Anwesenheit oder Abwesen
heit der Beimischung eines Artefakts benutzt werden, nach
dem man sie durch ein Glättungsfilter hinsichtlich der
Position hat hindurchlaufen lassen.
Andere Merkmale der vorliegenden Erfindung werden durch die
Erläuterung einiger bevorzugter Ausführungsbeispiele deut
lich.
In der Zeichnung ist:
Fig. 1 ein Blockschaltbild, das ein Ausfüh
rungsbeispiel der vorliegenden Erfindung zeigt,
Fig. 2 ein Blockschaltbild, das einen Hauptteil
eines anderen Ausführungsbeispiels zeigt,
Fig. 3 eine Darstellung einer charakteristi
schen Kurve, die die Geschwindigkeitsgrenzen bezeichnet,
welche bei diesen Ausführungsbeispielen benutzt sind,
Fig. 4 ein Blockschaltbild, das einen Hauptteil
eines noch anderen Ausführungsbeispiels bezeichnet,
Fig. 5 ein Blockschaltbild, das einen Hauptteil
eines noch weiteren Ausführungsbeispiels bezeichnet, und
Fig. 6 eine Darstellung charakteristischer Kur
ven für die Brillianzsteuerung, benutzt bei dem in Fig. 5
bezeichneten Ausführungsbeispiel.
Es erfolgt nun die Beschreibung der bevorzugten Ausfüh
rungsbeispiele.
Fig. 1 zeigt den gesamten Aufbau einer Einrichtung zur
Blutströmungsaufzeichnung mit Ultraschall in einem ersten
Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung. Eine Ultra
schallsonde 10, die an der Oberfläche eines lebenden Kör
pers 1 appliziert wird, der den zu messenden Gegenstand
bildet, umfaßt eine Ultraschall-Umformeranordnung, und
diese Umformer sind mit einem Sender/Empfänger 30 verbun
den. Der Sender/Empfänger 30 wird von einem B-Mode-Anzeige
regler 21 gesteuert, der auf der Grundlage eines Haupttakts
arbeitet, der von einem Taktoszillator 20 abgegeben wird,
und auf diese Weise betreibt der Sender/Empfänger 30 die
Umformeranordnung in der Ultraschallsonde mittels der elek
tronischen Abtastmethode nach dem B-Mode. Das heißt, Ultra
schallimpulse werden wiederholt von der Ultraschallsonde 10
so abgegeben, daß ein gebündelter Ultraschallstrahl vorbe
stimmte Querschnitte, die sich quer durch den lebenden Kör
per 1 erstrecken, einen nach dem anderen abtastet. Die re
flektierten Wellen, die durch die unterschiedlichen Ultra
schallimpulse erzeugt werden, werden durch die Umformeran
ordnung in der Ultraschallsonde 10 empfangen, und ein em
pfangenes Signal wird zu einem Strahlformer 35 durch den
Sender/Empfänger 30 geleitet. Der Strahlformer 35 wird
ebenfalls vom B-Mode-Regler 21 gesteuert. Auf diese Weise
ist der Ausgang des Strahlformers 35 auch ein empfangenes
Signal, das den Ultraschallstrahl reflektiert, der den be
obachteten Abschnitt abtastet, ähnlich den gesendeten
Ultraschallimpulsen. Dieses empfangene Signal wird von
einem Auswerter 40 empfangen und durch einen Analog/Digi
tal-Wandler 45 in ein digitales Signal umgewandelt. Das
empfangene, auf diese Weise digitalisierte Signal wird in
einem Digital-Abtastwandler 50 aufgezeichnet, der einen
zweidimensionalen Speicher aufweist, und zwar entsprechend
dem gesamten beobachteten Abschnitt. Wenn ein Zyklus der
Abtastung beendet ist, werden die Daten, die ein B-Mode-Ultra
schallbild bezeichnen, in dem digitalen Abtastwandler
50 fertiggestellt, und diese Daten werden durch Wiederho
lung des Abtastvorganges aufeinanderfolgend aktualisiert.
Andererseits werden Daten der angezeigten Blutströmungsver
teilung, die diesem B-Mode-Bild überlagert sind, durch eine
Doppler-Analyseanordnung nach den Blöcken 80 und 90 erhal
ten. Als erstes wird das empfangene Signal aus dem Strahl
former mit Bezugssignalen 22a und 22b gemischt, die eine
Phasendifferenz von 90° aufweisen und von einem Dopplerreg
ler 22 in einem Mischer 80 bzw. 90 erzeugt werden. Die Nie
derfrequenz-Komponenten der gemischten, so erhaltenen
Signale werden durch ein Tiefpaßfilter 81 bzw. 91 extra
hiert. Sie werden von Analog/Digital-Wandlern 82 und 92 ab
getastet, und somit werden komplexe Daten Ai und Bi, die
die Amplituden und Phasen des reflektierten Ultraschallsi
gnals von jedem der Meßpunkte im beobachteten Abschnitt be
zeichnen, erhalten. Nachfolgend ist diese Gruppe von Daten
als Phasensignal bezeichnet. MTI-Filter 83 und 93, die mit
Verzögerungselementen versehen sind, die eine Verzögerung
gleich der Sende-Wiederholungsperiode t für ein und densel
ben Meßpunkt jeweils ergeben, errechnen die Unterschiede
zwischen den letztmaligen Daten und den neuesten Daten. Auf
diese Weise sind Qi und Ri, die Ausgänge der MTI-Filter 83
und 93 sind, Phasensignale, von welchen jene Phasensignale,
die eine Phasenverschiebung von nahezu Null im Zeitinter
vall t aufweisen, entfernt werden. Ein Haupt-Geschwindig
keitsrechner 100 errechnet eine Phasenverschiebung im Zeit
intervall t durch Autokorrelation für die Phasensignale von
jedem der Meßpunkte, die von den MTI-Filtern 83 und 93 er
halten wurden, und wandelt sie in eine Geschwindigkeit um.
Der übliche Sendevorgang wird jedoch mehrere Male für den
selben Meßpunkt wiederholt, und die somit erhaltenen Pha
senverschiebungen werden gemittelt, um eine mittlere
Geschwindigkeit Vi in diesem Zeitraum zu halten. Die Ge
schwindigkeit Vi, die vom Haupt-Geschwindigkeitsrechner
100 erhalten wird, wird in einem Anzeigeregler in ein Farb
tönungssignal umgewandelt, das aus den drei Komponenten R,
G und B besteht. Bei der herkömmlichen Einrichtung zur far
bigen Strömungsaufzeichnung wird dies in einem digitalen
Abtastwandler 50 aufgezeichnet. Üblicherweise werden die
Farbtöne, die in Abhängigkeit vom Vorzeichen der Geschwin
digkeit Vi unterschieden werden, ausgewählt, und zwar posi
tiv oder negativ, d. h., ob es sich um eine Strömung han
delt, die sich der Ultraschallsonde nähert, oder eine Strö
mung, die sich von ihr entfernt. Die Daten des B-Mode-Bilds
(graue Skalierungsdaten), die bereits vorher angezeigt
sind, und die Farbdaten, die diese Strömungsgeschwindigkeit
bezeichnen, werden aus dem digitalen Abtastwandler 50 abge
lesen und an einen Farbmonitor 70 über einen Farbwandler 55
abgegeben, der eine Korrektur eines Farbsignals bewirkt, so
daß es für den Farbmonitor geeignet ist, sowie einen Digi
tal/Analog-Wandler 60.
Ferner kann die Farbanzeige der Strömungsgeschwindigkeit
dadurch bewirkt werden, daß man den Farbton oder die Hel
ligkeit ändert, und zwar nicht nur in Abhängigkeit vom
Geschwindigkeitssignal Vi, das oben beschrieben ist, son
dern auch von der Turbulenz Ti der Phasenverschiebung oder
der Leistung Pi der Phasensignale. Obwohl praktische Aus
führungsbeispiele hiervon später beschrieben werden, wird
nun die Berechnung dieser Werte Ti und Pi beschrieben. Die
Phasensignale Qi und Ri, die durch die MTI-Filter 83 und 93
hindurchgelaufen sind, werden in einen Haupt-Turbulenzrech
ner 101 eingegeben, und die Turbulenz Ti der Phasenver
schiebung für jeden Zeitpunkt der Messung für jeden der
Meßpunkte wird entsprechend der folgenden Formel berechnet:
wobei
n: die Anzahl der benutzten Datengruppen,
θj: die für jeden Meßzeitpunkt erhaltene Pha senverschiebung und
: den Mittelwert der Phasenverschiebung be deuten.
n: die Anzahl der benutzten Datengruppen,
θj: die für jeden Meßzeitpunkt erhaltene Pha senverschiebung und
: den Mittelwert der Phasenverschiebung be deuten.
Das heißt beim vorliegenden Ausführungsbeispiel, daß die
Änderung bzw. Abweichung σ² der Phasenverschiebung als Tur
bulenz der Phasenverschiebung errechnet wird.
Ferner errechnet ein Haupt-Leistungsrechner 102 die Lei
stung Pi aus den beiden Komponenten Qÿ, Rÿ (j = 1, 2,
. . ., n) des Phasensignals für jeden Zeitpunkt der Messung
für jeden der Meßpunkte unter Benutzung der folgenden For
mel:
Das Charakteristikum des vorliegenden Ausführungsbeispiels
liegt darin, daß es durch Benutzung der Phasensignale Ai
und Bi ermittelt wird, bevor sie der Filterung durch die
MTI-Filter unterzogen werden, so daß der Ausgang des
Haupt-Geschwindigkeitsrechners 100 durch die reflektierten Wellen
aus den Körperorganen beeinflußt wird, und daß die Einrich
tung ferner mit einer Artefakt-Meßeinrichtung 105 versehen
ist, welche die Anzeige der Strömungsgeschwindigkeit ver
hindert. Das heißt, die Phasensignale Ai und Bi werden in
einen Sub-Geschwindigkeitsrechner 110 eingegeben, und der
Sub-Geschwindigkeitsrechner 110 bewirkt die Berechnungen
der Geschwindigkeit ähnlich dem Haupt-Geschwindigkeitsrech
ner 100 unter Verwendung der Phasensignale Ai und Bi. Das
heißt, er errechnet die Phasenverschiebung in einem Zeitin
tervall t durch einen Selbstkorrelationsvorgang der Phasen
signale Ai und Bi und mittelt ferner die Phasenverschiebun
gen für jede der n Wiederholungen des Sendevorgangs für
denselben Meßpunkt, um eine zweite mittlere Geschwindigkeit
V′i zu erhalten. Andererseits wird die Signalleistung P′i,
die die Intensität der reflektierten Wellen für jeden der
Meßpunkte bezeichnet, durch einen Sub-Leistungsrechner 111
errechnet. Die Signalleistung P′i wird dadurch erhalten,
daß man die Phasensignale Aÿ und Bÿ (j = 1, 2, . . ., n)
für jedes Mal durch Benutzung der folgenden Formel errech
net:
Die zweite Geschwindigkeit V′i, die durch den Sub-Geschwin
digkeitsrechner 110 erhalten wird, repräsentiert hauptsäch
lich die Geschwindigkeit der Bewegungen der Körperorgane.
Die Strömungsgeschwindigkeit Vi, die vom Haupt-Geschwindig
keitsrechner erhalten wird, ist jene Geschwindigkeit, die
aus den Phasensignalen errechnet wurde, welche durch die
MTI-Filter hindurchgelaufen sind, und ist in hohem Maße von
den Bewegungen der Körperorgane beeinflußt, wenn der Abso
lutwert von V′i groß ist. Deshalb wird im vorliegenden Aus
führungsbeispiel der Absolutwert des Ausgangs V′i des
Sub-Geschwindigkeitsrechners 110 verglichen mit einer vorbe
stimmten Geschwindigkeitsschwelle V′th. Wenn der Absolut
wert von V′i den Wert V′th überschreitet, wird ein Sperrsi
gnal INH abgegeben, welches verhindert, daß die Strömungs
geschwindigkeit Vi an diesem Meßpunkt auf einem Bildschirm
angezeigt wird. Obwohl der Ausgang des Vergleichers 120 als
ein Sperrsignal so verwendet wird, wie es ist, kann die
selbe Wirkung auch dann im vorliegenden Ausführungsbeispiel
erreicht werden, wenn der Ausgang P′ii des Sub-Leistungs
rechners 111 gemeinsam für das Sperrsignal in Betracht ge
zogen wird. Das heißt, der Ausgang P′i des Sub-Leistungs
rechners 111 wird verglichen mit einem Leistungs-Schwellen
wert P′th, und zwar von einem Vergleicher 121. Wenn P′₁
kleiner ist als P′th, dann wird der Sperrausgang INH von
einem Sperrgatter 125 aufgehoben, weil in jenem Fall, in
dem die Intensität der reflektierten Wellen gering ist, die
reflektierten Wellen aus der Blutströmung die reflektierten
Wellen von den Körperorganen überwiegen und es möglich ist,
zu beurteilen, daß das Artefakt infolge der Bewegung der
Körperorgane nicht mit dem Ausgang Vi des Haupt-Geschwin
digkeitsrechners vermischt wird, selbst wenn Vi′ groß ist.
Wenn das Sperrsignal INH abgegeben wird, dann stellt der
Anzeigeregler 130 den Wert des Farbsignals auf Null. Auf
diese Weise werden die Farbdaten des Meßpunktes, welchen
der digitale Abtastwandler entspricht, auf Null gestellt,
und das Artefakt infolge der Bewegung der Körperorgane wird
vom Bild der Strömungsgeschwindigkeitsverteilung entfernt,
die durch Farbtöne angezeigt wird.
Fig. 2 bezeichnet ein anderes Ausführungsbeispiel der Arte
fakt-Ermittlungseinrichtung 105. Beim vorliegenden Ausfüh
rungsbeispiel ist die Geschwindigkeitsschwelle V′th zum Er
zeugen des Sperrsignals, das für den Vergleicher 120 be
nutzt wird, nicht konstant, sondern als eine Funktion von
P′i gegeben. Das heißt, der Ausgang P′i des Sub-Leistungs
rechners 111 wird an einen Funktionsgenerator 126 abgege
ben, und eine Geschwindigkeitsschwelle V′th, die abhängt
von P′i und die vom Funktionsgenerator 126 erzeugt wird,
wird abgegeben. Wenn der Absolutwert von V′i größer ist als
dieses V′th, dann wird das Sperrsignal INH vom Vergleicher
120 an den Anzeigeregler 130 abgegeben. Die Zuordnung zwi
schen dem Eingang P′i und dem Ausgang V′th des Funktionsge
nerators 126 ist beispielsweise so, wie durch eine ausgezo
gene Linie in Fig. 3 dargestellt, und V′th nimmt mit zuneh
mendem Pi ab. Ferner bezeichnet eine strichpunktierte Linie
301 in Fig. 3 die Eigenschaften der festen Schwelle V′th in
jenem Fall, in dem der Ausgang des Vergleichers 120 in dem
in Fig. 1 bezeichneten Ausführungsbeispiel unmittelbar für
das Sperrsignal INH verwendet wird, während die gestrichelte
Linie 302 die Eigenschaften von V′th dann bezeich
net, wenn der Ausgang des Sperrgatters 125 in dem in Fig. 1
bezeichneten Ausführungsbeispiel als das Sperrsignal INH
verwendet wird. Der Bereich auf der oberen Seite aller die
ser Linien stellt jenen Bereich dar, wo die Farbanzeige der
Strömungsgeschwindigkeit Vi gesperrt ist. Wenn die Ge
schwindigkeitsschwelle, die vom Wert P′i abhängt, so heran
gezogen wird wie in dem in Fig. 2 bezeichneten Ausführungs
beispiel, ist es möglich, noch genauer die Anwesenheit oder
Abwesenheit der Einmischung des Artefakts zu beurteilten
als bei dem Ausführungsbeispiel, das in Fig. 1 bezeichnet
ist.
Fig. 4 zeigt ein noch weiteres Ausführungsbeispiel der
Artefakt-Ermittelungseinrichtung. Bei dem vorliegenden Aus
führungsbeispiel ist zusätzlich zum Sub-Geschwindigkeits
rechner 110 und zum Sub-Leistungsrechner 111 ferner ein
Sub-Turbulenzrechner 113 herangezogen. Der Sub-Turbulenz
rechner 113 errechnet die Turbulenz T′i von Werten, die in
Messungen erzeugt wurden, die mehrfach wiederholt wurden,
und zwar für die Phasenverschiebungen, die durch die Pha
sensignale Ai und Bi für jeden der Meßpunkte bezeichnet
sind. Die Methode zum Errechnen der Turbulenz T′i im
Sub-Turbulenzrechner 113 ist ähnlich zu jener, die im
Haupt-Turbulenzrechner benutzt wird, und ist gegeben durch die
folgende Formel:
wobei
n: die Anzahl der benutzten Datengruppen
θ′j: die Phasenverschiebung, die für jeden Zeitpunkt der Messungen mit Aj, Bj be zeichnet ist, und
θ′: den Mittelwert der Phasenverschiebung be deuten.
n: die Anzahl der benutzten Datengruppen
θ′j: die Phasenverschiebung, die für jeden Zeitpunkt der Messungen mit Aj, Bj be zeichnet ist, und
θ′: den Mittelwert der Phasenverschiebung be deuten.
Ferner werden bei dem in Fig. 4 bezeichneten Ausführungs
beispiel die Ausgänge Vi′, Ti′ und Pi′ des Sub-Geschwindig
keitsrechners 110, des Sub-Leistungsrechners 111 und des
Sub-Turbulenzrechners 113 in jeweils einem Rahmenspeicher
114, 116 und 118 gespeichert, die Speicherbereiche entspre
chend dem gesamten B-Mode-Abschnitt aufweisen. Wenn Vi′,
Ti′ und Pi′ (i = 1, 2, . . . , N) für alle Meßpunkte in dem
Abschnitt im Speicher 114, 116 bzw. 118 gespeichert sind,
dann wird die Anwesenheit oder Abwesenheit des Artefakts
für jeden der Meßpunkte durch die Benutzung von Daten beur
teilt, die durch die Glättungsfilter 115, 117 und 119 hin
durchgelaufen sind. Die Glättungsfilter 115, 117 und 119
bilden arithmetische Mittelwerte der Daten eines relevanten
Meßpunktes und der Daten von Punkten, die diesem benachbart
sind, um einen Datenwert für den relevanten Meßpunkt zu er
halten. Das heißt, herausfallende Werte in der Datenvertei
lung werden durch Bildung eines sich bewegenden Mittels der
Werte korrigiert. Die Geschwindigkeit V′i, die durch den
Glättungsfilters 115 hindurchgelaufen ist, wird verglichen
mit der Geschwindigkeitsschwelle V′th im Vergleicher 120
ähnlich jenem Ausführungsbeispiel, das in Fig. 1 bezeichnet
ist. Wenn V′i größer ist als V′th, dann wird das Sperrsi
gnal INH abgegeben, das die Anzeige der Strömungsgeschwin
digkeit Vi bei diesem Meßpunkt sperrt. Wenn jedoch der Wert
der Turbulenz T′i, der durch den Glättungsfilter 117 hin
durchgelaufen ist, größer ist als eine Turbulenzschwelle
T′th oder wenn der Wert der Leistung P′i, der durch den
Glättungsfilter hindurchgelaufen ist, kleiner ist als eine
Leistungsschwelle P′th, dann wird es durch das Sperrgatter
127 verhindert, daß das Sperrsignal INH abgegeben wird. In
diesen Fällen wird ungeachtet der Größe der Geschwindigkeit
V′i die Geschwindigkeit Vi, die vom Haupt-Geschwindigkeits
rechner 100 erhalten wird, im Farbton angezeigt. Bei dem
vorliegenden Ausführungsbeispiel ist, da die Daten, die die
Turbulenz der Phasenverschiebung bezeichnen, die angezeigt
ist durch die Phasensignale, die nicht durch die MTI-Filter
hindurchgelaufen sind, bei der Berücksichtigung der Beimi
schung eines Artefakts berücksichtigt werden, die Anzahl
jener Fälle, in denen, obwohl die Geschwindigkeit V′i, die
vom Haupt-Geschwindigkeitsrechner abgegeben wird, korrekt
die Geschwindigkeit der Blutströmung darstellt, deren An
zeige verhindert wird, noch weiter verringert. Da ferner
die Beurteilung der Beimischung des Artefakts bewirkt wird,
nachdem die Daten der Geschwindigkeit V′i, der Turbulenz
T′i und der Leistung P′i einer räumlichen Glättungsbearbei
tung unterzogen wurden, kann die fälschliche Beurteilung
infolge unkorrekter Daten, die örtlich vorliegen, verhin
dert werden.
Fig. 5 bezeichnet den Schaltungsaufbau des Hauptteils des
Anzeigereglers 130, der in den unterschiedlichen, oben
beschriebenen Ausführungsbeispielen benutzt wird. Daten
über die Geschwindigkeit Vi, die vom Haupt-Geschwindig
keitsrechner (100 in Fig. 1) erhalten werden, werden in
einen Farbtonregler 131 eingegeben. Um eine Farbe zu wäh
len, die dem Wert der Geschwindigkeit entspricht, erzeugt
der Farbtonregler Signale Rd, Gd und Bd, die die Hellig
keitsverteilung der unterschiedlichen Farben Rot, Grün und
Blau bezeichnen. Ein endgültiges rotes Signal R wird durch
einen roten Helligkeitsregler 134 aus dem Produkt des Rot
signales Rd und einem Helligkeits-Steuersignal A errechnet,
das die Helligkeit der Gesamtanzeige bezeichnet. In ähnli
cher Weise gibt ein Grün-Helligkeitsregler 135 ein Produkt
aus Gd und A als Grünsignal G ab, und ein Blau-Helligkeits
regler 136 gibt ein Produkt aus Bd und A als Blausignal B
ab. Wenn jedoch das oben beschriebene Sperrsignal INH abge
geben wird, werden alle Signale R, G und B so gelöscht, daß
sie Null werden. Der Wert des Helligkeits-Steuersignals A
wird auf der Grundlage der Werte der Leistung Pi aus dem
Haupt-Leistungsrechner 102 und der Turbulenz Ti aus dem
Haupt-Turbulenzrechner 101 bestimmt, wie oben bezeichnet.
Zunächst wird die Turbulenz Ti einem Komprimierer 132 zuge
führt und in ein Signal C umgewandelt, worin der Bereich,
wo das Ausmaß der Beimischung des Artefakts infolge der Be
wegung der Körperorgane zur Strömungsgeschwindigkeit vor
liegt, belassen wird und der andere Bereich komprimiert
wird. Das Signal C weist einen achtstufigen Pegel von C = 0
bis C = 7 auf. Dieses Signal C und die Leistung Pi werden
einem Helligkeitsregler 132 zugeleitet. Der Helligkeitsreg
ler gibt das Helligkeits-Kontrollsignal A ab, das eine
Intensität aufweist, die sich entsprechend jenen Eigen
schaften ändert, die in Fig. 6 bezeichnet sind, und die auf
die Werte des Signals C und der Leistung Pi anspricht. Das
heißt, die Intensität des Signals A nimmt mit dem zunehmen
den Wert der Leistung Pi zu und wird in einem Bereich ge
sättigt, in dem Pi groß ist. Ferner ist die obere Grenze
des Signals A kleiner mit abnehmendem Wert des Signals C.
Wenn ein solches Helligkeits-Steuersignal A herangezogen
wird, dann können die nachfolgenden beiden Wirkungen erhal
ten werden:
- (1) Da die Anzeigehelligkeit der Strömungsgeschwin digkeit für jeden der Meßpunkte von der Intensität der von der Blutströmung reflektierten Wellen an diesem Punkt ab hängt, wird eine Anzeige erhalten, die die Verteilung der Strömung widerspiegelt.
- (2) Das Signal von einem Meßpunkt, für welchen die Turbulenz in der Phasenverschiebung gering ist, ist sehr wahrscheinlich den Einflüssen der reflektierten Wellen aus dem Körperorgan ausgesetzt. Da die Anzeigehelligkeit vieler Schritte, die auf die Werte dieser Turbulenz ansprechen, verwendet wird, wird das Artefakt infolge der Bewegung der Körperorgane insgesamt verringert, und es ist möglich, eine Anzeige der Strömungsverteilung zu erhalten, in welcher die notwendige Information nicht verschwindet.
Wie oben beschrieben, ist es möglich, die am meisten ange
messene Blutströmungsverteilung anzuzeigen, von der das
Artefakt entfernt ist, indem man zwei Maßnahmen an einer
Farbaufzeichnungseinrichtung anwendet, welche Maßnahmen die
Verhinderung der Geschwindigkeitsanzeige durch Ermitteln
der Beimischung des Artefakts ist, unter Benutzung eines
Phasensignals, das nicht durch ein MTI-Filter hindurch
gelaufen ist, und die der Anzeigehelligkeit in Abhängigkeit
vom Ausmaß der Turbulenz in einem Phasensignal, welches
durch ein MTI-Filter hindurchgelaufen ist, in vielen Stufen
zu steuern. Es kann jedoch sogar bei Benutzung nur einer
dieser Maßnahmen eine beträchtliche Wirkung zum Entfernen
des Artefakts erhalten werden. Ferner sind getrennt von den
Ausführungsformen, die in den obigen Ausführungsbeispielen
beschrieben sind, verschiedenartige Modifikationen hiervon
möglich. Beispielsweise können alle Daten V′i, T′i und P′i
in Fig. 4 und die Daten Ti und Pi in Fig. 1 als Variable
oder Parameter benutzt werden, um den Wert des Helligkeits-Steuer
signals A zu bestimmen. In solchen abgewandelten Aus
führungsformen ist ein Ablesespeicher, der eine Analysis-Funktion
mit vielen Variablen speichert, statt der Verglei
cher 120, 121 und 122 sowie des Sperrgatters 127 vorgese
hen, die in Fig. 4 gezeigt sind. Ein Wert des Helligkeits-Steuer
signals A wird aus dem Ablesespeicher dadurch abgele
sen, daß man die Variablen V′i, T′i, P′i, Ti und Pi
adressiert.
Es ist eine Einrichtung zur farbigen Strömungsaufzeichnung
mit Ultraschall offenbart, in welcher reflektierte Wellen
von Meßpunkten auf einem zweidimensionalen Querschnitt er
mittelt werden, während man wiederholt Ultraschallimpulse
sendet, die Phasenverschiebungen unterschiedlicher reflek
tierter Wellen errechnet und in Farbe eine Verteilung der
Blutströmungsgeschwindigkeit anzeigt, während man eine
Farbe in Abhängigkeit von einer Geschwindigkeit, die von
jeder der Phasenverschiebungen angezeigt wird, festlegt.
Eine Störstruktur bzw. ein Artefakt infolge der von Körper
organen reflektierten Wellen, die bzw. das selbst bei Be
nutzung von MTI-Filtern (Filtern zur Anzeige beweglicher
Objekte) verbleibt, wird anhand jener Phasensignale ermit
telt, die nicht durch die MTI-Filter hindurchgeleitet wur
den, und das Artefakt wird dadurch abgesenkt, daß man die
Anzeigehelligkeit für einen Meßpunkt entsprechend einem
relevanten Ermittlungsausgang absenkt.
Claims (8)
1. Ultraschall-Strömungsaufzeichnungseinrichtung mit:
einer Ultraschall-Sende/Empfangseinrichtung (30) zum wiederholten Senden eines Ultraschall-Impulses, um einen vor bestimmten Querschnitt eines zu untersuchenden Objekts abzu tasten und die von einer Anzahl an Positionen in dem genann ten Querschnitt reflektierten Wellen zu ermitteln,
einem Phasen-Detektor (80, 90), um Phasensignale zu bil den, die für jede der genannten Positionen den Amplituden und Phasen der reflektierten Wellen entsprechen,
einer Filtereinrichtung (83, 93) zum Entfernen von Si gnalkomponenten, die eine Phasenverschiebung von näherungs weise Null aufweisen, aus den Phasensignalen,
einer ersten Geschwindigkeits-Recheneinrichtung (100) zum Errechnen der Phasenverschiebungen für die Positionen anhand der durch die Filtereinrichtung hindurchgelaufenen Phasensignale, um erste Geschwindigkeitssignale abzuleiten,
einer Artefakt-Ermittlungseinrichtung (105) mit einer zweiten Geschwindigkeits-Recheneinrichtung (110), um aus den von dem Phasen-Detektor gebildeten Phasensignalen Phasenver schiebungen zu errechnen und hiervon zweite Geschwindigkeits signale abzuleiten, mit einer Leistungs-Ermittlungseinrich tung (111), um die Leistung der von dem Phasen-Detektor (80, 90) gebildeten Phasensignale zu ermitteln, und mit einer lo gischen Einrichtung (120, 121, 125), um durch Vergleich der zweiten Geschwindigkeitssignale mit einer ersten Schwelle zu ermitteln, ob den genannten ersten Geschwindigkeitssignalen eine Artefakt beigemischt ist, und ein Sperrsignal abzugeben, das eine Anzeige der Geschwindigkeit an der entsprechenden Position sperrt, wenn die zweiten Geschwindigkeitssignale die erste Schwelle überschreiten, das Sperrsignal jedoch aufzuhe ben, wenn die Leistung niedriger als eine zweite Schwelle ist,
einer Anzeige-Steuereinrichtung (130), um aus den ersten Geschwindigkeitssignalen und dem Sperrsignal ein Anzeigesi gnal zu bilden, und
einer Anzeigeeinrichtung, um das genannte Anzeigesignal darzustellen.
einer Ultraschall-Sende/Empfangseinrichtung (30) zum wiederholten Senden eines Ultraschall-Impulses, um einen vor bestimmten Querschnitt eines zu untersuchenden Objekts abzu tasten und die von einer Anzahl an Positionen in dem genann ten Querschnitt reflektierten Wellen zu ermitteln,
einem Phasen-Detektor (80, 90), um Phasensignale zu bil den, die für jede der genannten Positionen den Amplituden und Phasen der reflektierten Wellen entsprechen,
einer Filtereinrichtung (83, 93) zum Entfernen von Si gnalkomponenten, die eine Phasenverschiebung von näherungs weise Null aufweisen, aus den Phasensignalen,
einer ersten Geschwindigkeits-Recheneinrichtung (100) zum Errechnen der Phasenverschiebungen für die Positionen anhand der durch die Filtereinrichtung hindurchgelaufenen Phasensignale, um erste Geschwindigkeitssignale abzuleiten,
einer Artefakt-Ermittlungseinrichtung (105) mit einer zweiten Geschwindigkeits-Recheneinrichtung (110), um aus den von dem Phasen-Detektor gebildeten Phasensignalen Phasenver schiebungen zu errechnen und hiervon zweite Geschwindigkeits signale abzuleiten, mit einer Leistungs-Ermittlungseinrich tung (111), um die Leistung der von dem Phasen-Detektor (80, 90) gebildeten Phasensignale zu ermitteln, und mit einer lo gischen Einrichtung (120, 121, 125), um durch Vergleich der zweiten Geschwindigkeitssignale mit einer ersten Schwelle zu ermitteln, ob den genannten ersten Geschwindigkeitssignalen eine Artefakt beigemischt ist, und ein Sperrsignal abzugeben, das eine Anzeige der Geschwindigkeit an der entsprechenden Position sperrt, wenn die zweiten Geschwindigkeitssignale die erste Schwelle überschreiten, das Sperrsignal jedoch aufzuhe ben, wenn die Leistung niedriger als eine zweite Schwelle ist,
einer Anzeige-Steuereinrichtung (130), um aus den ersten Geschwindigkeitssignalen und dem Sperrsignal ein Anzeigesi gnal zu bilden, und
einer Anzeigeeinrichtung, um das genannte Anzeigesignal darzustellen.
2. Einrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß
die Artefakt-Ermittlungseinrichtung (105) ferner eine Turbu
lenz-Ermittlungseinrichtung (113), um die Turbulenz in den
Werten der Phasenverschiebung der von dem Phasendetektor ge
bildeten Phasensignale zu ermitteln, sowie eine logische Ein
richtung (122), um das Sperrsignal aufzuheben, wenn die Tur
bulenz höher als eine dritte Schwelle ist, aufweist.
3. Einrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß
die erste Schwelle eine Funktion der Leistung der Phasensi
gnale des Phasen-Detektors ist.
4. Einrichtung nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, daß
die erste Schwelle mit zunehmender Leistung der Phasensignale
abnimmt.
5. Einrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß
die Anzeige-Steuereinrichtung (130) ferner ein Farbhel ligkeits-Steuersignal erzeugt, welches einen Farbton, der den Werten der ersten Geschwindigkeitssignale entspricht, sowie eine Helligkeit, die den Ausgangssignalen der Artefakt-Er mittlungseinrichtung (105) entspricht, festlegt und
die Anzeigeeinrichtung die Strömungsgeschwindigkeit für jede der Positionen mittels des Farbhelligkeits-Steuersignals anzeigt.
die Anzeige-Steuereinrichtung (130) ferner ein Farbhel ligkeits-Steuersignal erzeugt, welches einen Farbton, der den Werten der ersten Geschwindigkeitssignale entspricht, sowie eine Helligkeit, die den Ausgangssignalen der Artefakt-Er mittlungseinrichtung (105) entspricht, festlegt und
die Anzeigeeinrichtung die Strömungsgeschwindigkeit für jede der Positionen mittels des Farbhelligkeits-Steuersignals anzeigt.
6. Einrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß
die Artefakt-Ermittlungseinrichtung (105) eine Turbu lenz-Recheneinrichtung (113) zum Errechnen der Turbulenz in mehrfach gemessenen Werten der Phasenverschiebungen sowie ei ne Leistungs-Recheneinrichtung (111) zum Errechnen einer Summe der Leistungen mehrfach gemessener Phasensignale um faßt;
wobei die erste und die zweite Geschwindigkeits-Rechen einrichtung (100, 110) mehrmals Phasenverschiebungen errech nen, um Mittelwerte der Phasenverschiebungen abzuleiten und daraus die erste und die zweite Geschwindigkeit zu bestimmen,
wobei die Anzeige-Steuereinrichtung (130) ferner ein Farbhelligkeits-Steuersignal erzeugt, das einen Farbton ent sprechend den Ausgängen der ersten Geschwindigkeits-Rechen einrichtung (110) und eine Helligkeit entsprechend den Werten der Turbulenz und der genannten Summe der Leistung erzeugt, und die Farbanzeigeeinrichtung ferner die Strömungsgeschwin digkeit für jede der Positionen mittels des Farbhelligkeits-Steuersignals anzeigt.
die Artefakt-Ermittlungseinrichtung (105) eine Turbu lenz-Recheneinrichtung (113) zum Errechnen der Turbulenz in mehrfach gemessenen Werten der Phasenverschiebungen sowie ei ne Leistungs-Recheneinrichtung (111) zum Errechnen einer Summe der Leistungen mehrfach gemessener Phasensignale um faßt;
wobei die erste und die zweite Geschwindigkeits-Rechen einrichtung (100, 110) mehrmals Phasenverschiebungen errech nen, um Mittelwerte der Phasenverschiebungen abzuleiten und daraus die erste und die zweite Geschwindigkeit zu bestimmen,
wobei die Anzeige-Steuereinrichtung (130) ferner ein Farbhelligkeits-Steuersignal erzeugt, das einen Farbton ent sprechend den Ausgängen der ersten Geschwindigkeits-Rechen einrichtung (110) und eine Helligkeit entsprechend den Werten der Turbulenz und der genannten Summe der Leistung erzeugt, und die Farbanzeigeeinrichtung ferner die Strömungsgeschwin digkeit für jede der Positionen mittels des Farbhelligkeits-Steuersignals anzeigt.
7. Einrichtung nach Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet, daß
das Farbhelligkeits-Steuersignal eine niedrigere Helligkeit
für einen abnehmenden Wert der Turbulenz festlegt.
8. Einrichtung nach Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet, daß
das Farbhelligkeits-Steuersignal eine niedrigere Helligkeit
für einen abnehmenden Wert der genannten Summe der Leistung
festlegt.
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JP28428890A JP2964421B2 (ja) | 1990-10-24 | 1990-10-24 | 超音波カラー血流描画装置 |
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Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
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DE4134724A1 DE4134724A1 (de) | 1992-05-14 |
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Families Citing this family (16)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US5269308A (en) * | 1991-07-25 | 1993-12-14 | Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. | Ultrasonic doppler imaging apparatus |
US5349524A (en) * | 1993-01-08 | 1994-09-20 | General Electric Company | Color flow imaging system utilizing a time domain adaptive wall filter |
US5349525A (en) * | 1993-01-08 | 1994-09-20 | General Electric Company | Color flow imaging system utilizing a frequency domain wall filter |
JPH06254095A (ja) * | 1993-03-08 | 1994-09-13 | Fujitsu Ltd | 複素mtiフィルタ |
DE4308963A1 (de) * | 1993-03-22 | 1994-09-29 | Ralf Dr Hammentgen | Verfahren und Anordnung zur Ermittlung strömungsmechanischer Größen eines Rohres |
US5337289A (en) * | 1993-07-16 | 1994-08-09 | The United States Of America As Represented By The Department Of Energy | Phased-array ultrasonic surface contour mapping system and method for solids hoppers and the like |
US5415171A (en) * | 1993-08-09 | 1995-05-16 | Hewlett-Packard Company | Phase imaging and myocardial performance |
US5515852A (en) * | 1994-06-06 | 1996-05-14 | Hewlett-Packard Company | Method and apparatus for a detection strength spatial filter in an ultrasound imaging system |
US6162176A (en) * | 1998-12-31 | 2000-12-19 | General Electric Company | Ultrasound color flow display optimization |
JP2003010183A (ja) * | 2001-07-02 | 2003-01-14 | Matsushita Electric Ind Co Ltd | 超音波診断装置 |
KR101100551B1 (ko) * | 2008-12-17 | 2011-12-29 | 삼성메디슨 주식회사 | 클러터 신호를 필터링하는 초음파 시스템 및 방법 |
ITGE20090070A1 (it) | 2009-08-31 | 2011-03-01 | Esaote Spa | Metodo e dispositivo per il rilevamento e la visualizzazione di informazioni emodinamiche in particolare del flusso ematico nelle vene, mediante ultrasoni |
US20130303907A1 (en) * | 2012-05-11 | 2013-11-14 | Volcano Corporation | Device and System For Imaging and Blood Flow Velocity Measurement |
CN105073020B (zh) * | 2013-03-12 | 2017-06-20 | 东芝医疗***株式会社 | 超声波诊断装置及超声波图像处理方法 |
KR102346128B1 (ko) * | 2014-12-31 | 2022-01-03 | 삼성메디슨 주식회사 | 초음파 진단 장치, 웨어러블 장치, 그에 따른 초음파 진단 장치 제어방법, 그에 따른 웨어러블 장치 제어방법 및 그를 기록한 기록 매체 |
JP7052313B2 (ja) * | 2017-11-20 | 2022-04-12 | コニカミノルタ株式会社 | 超音波信号処理装置、超音波診断装置、および、超音波信号処理方法 |
Family Cites Families (9)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JPS6096232A (ja) * | 1983-10-31 | 1985-05-29 | アロカ株式会社 | 超音波血流測定装置 |
US4761740A (en) * | 1986-03-07 | 1988-08-02 | Hewlett-Packard Company | Combined color flow map and monochrome image |
JPS63317137A (ja) * | 1987-06-20 | 1988-12-26 | Toshiba Corp | 超音波血流イメ−ジング装置 |
JPH0613031B2 (ja) * | 1987-08-12 | 1994-02-23 | 株式会社東芝 | 超音波血流イメ−ジング装置 |
JP2553635B2 (ja) * | 1988-06-15 | 1996-11-13 | 松下電器産業株式会社 | 超音波ドップラ血流計 |
JPH064072B2 (ja) * | 1988-10-28 | 1994-01-19 | 横河メディカルシステム株式会社 | 超音波血流イメージング装置 |
US4932415A (en) * | 1988-11-14 | 1990-06-12 | Vingmed Sound A/S | Method of color coding two dimensional ulltrasonic doppler velocity images of blood flow on a display |
DE69010923T2 (de) * | 1989-01-17 | 1994-11-10 | Fujitsu Ltd | Ultraschalldiagnosegerät. |
JPH062134B2 (ja) * | 1989-09-08 | 1994-01-12 | 株式会社東芝 | 超音波診断装置 |
-
1991
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Also Published As
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DE4134724A1 (de) | 1992-05-14 |
US5246006A (en) | 1993-09-21 |
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