JP2557410B2 - 超音波ドプラ血流イメージング装置 - Google Patents
超音波ドプラ血流イメージング装置Info
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Description
【発明の詳細な説明】 ［発明の目的］ （産業上の利用分野） 本発明は、超音波を用い且つ超音波ドプラ効果を利用
して血流情報を無侵襲で得る超音波ドプラ血流イメージ
ング装置に関し、特にフレーム内時間差の緩和された２
次元血流イメージを表示できるようにした超音波ドプラ
血流イメージング装置に関する。
して血流情報を無侵襲で得る超音波ドプラ血流イメージ
ング装置に関し、特にフレーム内時間差の緩和された２
次元血流イメージを表示できるようにした超音波ドプラ
血流イメージング装置に関する。
（従来の技術） 生体内の血流に送波された周波数fcの超音波は、流動
する血球により散乱されて周波数fdのドプラ偏移を生
じ、受波される超音波の周波数ｆは、ｆ＝fc＋fdとな
る。ここで、ドプラ偏移周波数fdは、下記式に示すよう
に血流速度ｖを反映するので、このドプラ偏移周波数fd
を検出することにより、無侵襲で血流速度ｖの情報を得
ることができる。
する血球により散乱されて周波数fdのドプラ偏移を生
じ、受波される超音波の周波数ｆは、ｆ＝fc＋fdとな
る。ここで、ドプラ偏移周波数fdは、下記式に示すよう
に血流速度ｖを反映するので、このドプラ偏移周波数fd
を検出することにより、無侵襲で血流速度ｖの情報を得
ることができる。
fd （2v cosθ/c）・fc ただし、ｖは血流速度、θは超音波ビームと血流方向
の成す角、ｃは音速である。
の成す角、ｃは音速である。
以上がよく知られている超音波ドプラ血流イメージン
グの原理である。
グの原理である。
次に、上述した原理に基づく従来の超音波ドプラ血流
イメージング装置として２次元カラー超音波ドプラ血流
イメージング装置を第６図を参照して説明する。
イメージング装置として２次元カラー超音波ドプラ血流
イメージング装置を第６図を参照して説明する。
すなわち、送受波制御回路１及び送受波回路２によっ
て駆動される超音波探触子３から生体Ｐに送波された超
音波パルスは、流動する血球によるドプラ偏移（周波
数）fdを伴う超音波エコーとなり、超音波探触子３及び
送受波回路２により受波される。受波された超音波エコ
ーを位相検波器４により位相検波することにより、血球
によるドプラ偏移信号とクラッタ（血管壁等の遅い動き
による不要な信号）とからなる信号が得られる。次にフ
ィルタ回路５によりクラッタが除かれ、血球によるドプ
ラ偏移信号が取出される。この血球によるドプラ偏移信
号は例えばリアルタイムでカラードプラ像を得るために
は自己相関方式等の高速の周波数分析器６で周波数分析
され、ドプラ偏移fdの平均値▲▼、ドプラ偏移fdの
分散値σ２、ドプラ偏移fdの平均強度などが得られ
る。ここで、超音波ビームをセクタスキャンの画面に対
応させて一方側から他方側にスキャンしながら前述の一
連の処理を行うことにより、２次元に分布する血流情報
を検出することができる。
て駆動される超音波探触子３から生体Ｐに送波された超
音波パルスは、流動する血球によるドプラ偏移（周波
数）fdを伴う超音波エコーとなり、超音波探触子３及び
送受波回路２により受波される。受波された超音波エコ
ーを位相検波器４により位相検波することにより、血球
によるドプラ偏移信号とクラッタ（血管壁等の遅い動き
による不要な信号）とからなる信号が得られる。次にフ
ィルタ回路５によりクラッタが除かれ、血球によるドプ
ラ偏移信号が取出される。この血球によるドプラ偏移信
号は例えばリアルタイムでカラードプラ像を得るために
は自己相関方式等の高速の周波数分析器６で周波数分析
され、ドプラ偏移fdの平均値▲▼、ドプラ偏移fdの
分散値σ２、ドプラ偏移fdの平均強度などが得られ
る。ここで、超音波ビームをセクタスキャンの画面に対
応させて一方側から他方側にスキャンしながら前述の一
連の処理を行うことにより、２次元に分布する血流情報
を検出することができる。
ドプラ偏移fdの平均値▲▼，ドプラ偏移fdの分散
値σ2,ドプラ偏移fdの平均強度などの血流情報は、DS
C（ディジタル・スキャン・コンバータ）７に入力され
る。すなわち、DSC7の補間部7aでは、血流情報をセクタ
スキャンに対応した画面に生成すると共に２次元像とし
て表示するために不足する部分（画素）を水平補間によ
り補う処理をする。この補間処理によるセクタスキャン
の２次元像の情報を持ったデータは、DSC7のカラー変換
回路7bに入力され、ここでR,G,Bの３原色の情報に変換
される。この場合、血流情報は、ドプラ偏移fdの平均値
▲▼，ドプラ偏移fdの分散値σ2,ドプラ偏移fdの平
均強度などの血流情報をR,G,Bに変換する手法により
種々の形態にて表現することができる。
値σ2,ドプラ偏移fdの平均強度などの血流情報は、DS
C（ディジタル・スキャン・コンバータ）７に入力され
る。すなわち、DSC7の補間部7aでは、血流情報をセクタ
スキャンに対応した画面に生成すると共に２次元像とし
て表示するために不足する部分（画素）を水平補間によ
り補う処理をする。この補間処理によるセクタスキャン
の２次元像の情報を持ったデータは、DSC7のカラー変換
回路7bに入力され、ここでR,G,Bの３原色の情報に変換
される。この場合、血流情報は、ドプラ偏移fdの平均値
▲▼，ドプラ偏移fdの分散値σ2,ドプラ偏移fdの平
均強度などの血流情報をR,G,Bに変換する手法により
種々の形態にて表現することができる。
一方、送受波回路２からの受信エコーデータはＢモー
ド検出部８に入力され、ここでエコーを包絡線検波す
る。ここで得た情報をDSC7のＢモード補間部7cによりセ
クタスキャンの画面に形成しつつ補間処理を行う。次に
この処理出力（これをBoutとする。）をＢモードカラー
変換部7dではR,G,Bの３原色の情報に変換する。この場
合、例えば、Ｒ＝Ｇ＝Ｂ＝0.7×Boutの変換が用いられ
る。このＢモードカラー変換部7dの出力は加算回路7eに
よりカラー変換回路7bからの血流情報と加算され、TVの
走査方式に従ってカラーモニタ９に出力される。このよ
うにして例えば心臓内の血流像が心臓のＢモード像と共
に表示される。
ド検出部８に入力され、ここでエコーを包絡線検波す
る。ここで得た情報をDSC7のＢモード補間部7cによりセ
クタスキャンの画面に形成しつつ補間処理を行う。次に
この処理出力（これをBoutとする。）をＢモードカラー
変換部7dではR,G,Bの３原色の情報に変換する。この場
合、例えば、Ｒ＝Ｇ＝Ｂ＝0.7×Boutの変換が用いられ
る。このＢモードカラー変換部7dの出力は加算回路7eに
よりカラー変換回路7bからの血流情報と加算され、TVの
走査方式に従ってカラーモニタ９に出力される。このよ
うにして例えば心臓内の血流像が心臓のＢモード像と共
に表示される。
以上のような従来の装置では第７図に示すように、走
査線上の各サンプル点における血流情報を精度よく演算
するために各走査線を複数回（例えば10回）スキャン
し、各サンプル点において十分な時間長を有するデータ
を得ている。このため、１フレームの構成時間は約125m
secと大きく、得られる２次元血流像は各部分の時相差
が大きい。故に、心臓の血流のように比較的速い血流
（1m/sec MAX:正常大人）が画面のほぼ全域に渡って表
示される場合には、的確な血流情報が表示されていると
はいい難い。また、画像は125msecたたないと更新され
ないので、細かな時相（例えば30msec）の血流は表現さ
れず、つながりの悪い血流像しか得られないものであっ
た。
査線上の各サンプル点における血流情報を精度よく演算
するために各走査線を複数回（例えば10回）スキャン
し、各サンプル点において十分な時間長を有するデータ
を得ている。このため、１フレームの構成時間は約125m
secと大きく、得られる２次元血流像は各部分の時相差
が大きい。故に、心臓の血流のように比較的速い血流
（1m/sec MAX:正常大人）が画面のほぼ全域に渡って表
示される場合には、的確な血流情報が表示されていると
はいい難い。また、画像は125msecたたないと更新され
ないので、細かな時相（例えば30msec）の血流は表現さ
れず、つながりの悪い血流像しか得られないものであっ
た。
（発明が解決しようとする問題点） このように従来の技術においては、診断に影響を及ぼ
すようなフレーム内時間差が現われた画像となってお
り、また細かい時相の血流を観測できない、という問題
点があった。
すようなフレーム内時間差が現われた画像となってお
り、また細かい時相の血流を観測できない、という問題
点があった。
そこで本発明の目的は、フレーム内時間差を緩和した
画像表示を可能にすると共に細かい時相の血流を観測で
きるようにした超音波ドプラ血流イメージング装置を提
供することにある。
画像表示を可能にすると共に細かい時相の血流を観測で
きるようにした超音波ドプラ血流イメージング装置を提
供することにある。
［発明の構成］ （問題点を解決するための手段） 本発明は上記問題点を解決し且つ目的を達成するため
に次のような手段を講じたことを特徴としている。すな
わち、本発明は、生体内に送波した超音波パルスに対応
して受波したエコーから生体内の血流によりドップラ偏
移を受けた成分を弁別し、この弁別されたドプラ偏移成
分から血流速度に対応するドプラ偏移周波数スペクトラ
ム，平均血流速度，速度分散及び血流の強度などの血流
情報を求め、この血流情報を２次元にて表示するように
した超音波ドプラ血流イメージング装置において、心電
信号の特定点から所望点までの遅延時間を心拍毎に増加
或いは減少させた心電同期信号を発生する心電同期手段
と、前記心電同期手段による心臓同期信号に基づき心拍
毎に所定時間間隔Δｔ毎にフレームデータの収集開始時
刻をずらしながら重なる時相があるように複数のフレー
ム分のデータを収集するべく送受波の走査制御を行う送
受波走査制御手段と、この送受波走査制御手段によって
収集された複数のフレーム分のデータを記憶する記憶手
段と、この記憶手段におけるデータの内の同時相の部分
を合成してフレームを作成する合成手段とを具備したこ
とを特徴とする。
に次のような手段を講じたことを特徴としている。すな
わち、本発明は、生体内に送波した超音波パルスに対応
して受波したエコーから生体内の血流によりドップラ偏
移を受けた成分を弁別し、この弁別されたドプラ偏移成
分から血流速度に対応するドプラ偏移周波数スペクトラ
ム，平均血流速度，速度分散及び血流の強度などの血流
情報を求め、この血流情報を２次元にて表示するように
した超音波ドプラ血流イメージング装置において、心電
信号の特定点から所望点までの遅延時間を心拍毎に増加
或いは減少させた心電同期信号を発生する心電同期手段
と、前記心電同期手段による心臓同期信号に基づき心拍
毎に所定時間間隔Δｔ毎にフレームデータの収集開始時
刻をずらしながら重なる時相があるように複数のフレー
ム分のデータを収集するべく送受波の走査制御を行う送
受波走査制御手段と、この送受波走査制御手段によって
収集された複数のフレーム分のデータを記憶する記憶手
段と、この記憶手段におけるデータの内の同時相の部分
を合成してフレームを作成する合成手段とを具備したこ
とを特徴とする。
（作用） このような構成によれば、フレーム構成時間をTfとす
るとTf/Δｔフレーム分のデータを用いてフレーム内時
間差を1/（Tf/Δｔ）に緩和することができ、またΔｔ
ずつ初期時間のずれたデータを収集しているので、連続
して合成像を出力することによりフレーム数をTf/Δｔ
倍に増加することができ、細かい時相の血流を観測でき
るようになる。
るとTf/Δｔフレーム分のデータを用いてフレーム内時
間差を1/（Tf/Δｔ）に緩和することができ、またΔｔ
ずつ初期時間のずれたデータを収集しているので、連続
して合成像を出力することによりフレーム数をTf/Δｔ
倍に増加することができ、細かい時相の血流を観測でき
るようになる。
（実施例） 以下本発明にかかる超音波ドプラ血流イメージング装
置の一実施例を図面を参照して説明する。
置の一実施例を図面を参照して説明する。
第１図は本実施例のブロック図、第２図は第１図にお
けるメモリコントローラの詳細なブロック図、第３図
（ａ）（ｂ）（ｃ）（ｄ）（ｅ）は第２図おける各部波
形を示す図である。
けるメモリコントローラの詳細なブロック図、第３図
（ａ）（ｂ）（ｃ）（ｄ）（ｅ）は第２図おける各部波
形を示す図である。
第１図に示すように、本実施例は、第６図の構成に加
えて、心臓に近い被検体Ｐ上に設置された誘導電極10
と、この誘導電極10の出力によりにより心電図信号（以
下「ECG」と称する。）を得るECG検出回路11と、このEC
G検出回路11によるECGにより送受波制御回路1,DSC7′に
制御信号を与えるメモリコントローラ12と、第６図のDS
C7に、メモリコントローラ12により制御される血流像デ
ータメモリ7f及び白黒像データメモリ7gを加えたDSC7′
とを設けた構成としている。
えて、心臓に近い被検体Ｐ上に設置された誘導電極10
と、この誘導電極10の出力によりにより心電図信号（以
下「ECG」と称する。）を得るECG検出回路11と、このEC
G検出回路11によるECGにより送受波制御回路1,DSC7′に
制御信号を与えるメモリコントローラ12と、第６図のDS
C7に、メモリコントローラ12により制御される血流像デ
ータメモリ7f及び白黒像データメモリ7gを加えたDSC7′
とを設けた構成としている。
この構成において、誘導電極10を介して心電図検出回
路12で得られるECGは、メモリコントローラ12に入力さ
れる。
路12で得られるECGは、メモリコントローラ12に入力さ
れる。
メモリコントローラ12は、第２図に示すように、入力
されたECG周期HrをF/Vコンバータ12aにより電圧に変換
し、さらにA/Dコンバータ12bによりディジタル化する。
ここで、ディジタル処理を行うのは高精度制御を実現す
るためであるが、アナログ処理でも高精度制御が実現で
きるならば、これに限定されるものではない。ディジタ
ル化されたECG周期Hrに対応する電圧Vhrは、平均回路12
cに入力され、これとは別に入力される平均回数Naに従
いNa周期分の平均値Vhraが得られる。次に絶対値減算回
路12dによりECG周期Hrの平均値Vhraからの偏移ΔVhr＝|
Vfr−Vhra|が算出される。このECG周期Hrの平均値Vhra
からの偏移ΔVhrはコンパレータ12eに入力され、別に入
力される許容偏移ΔVhrrと比較される。
されたECG周期HrをF/Vコンバータ12aにより電圧に変換
し、さらにA/Dコンバータ12bによりディジタル化する。
ここで、ディジタル処理を行うのは高精度制御を実現す
るためであるが、アナログ処理でも高精度制御が実現で
きるならば、これに限定されるものではない。ディジタ
ル化されたECG周期Hrに対応する電圧Vhrは、平均回路12
cに入力され、これとは別に入力される平均回数Naに従
いNa周期分の平均値Vhraが得られる。次に絶対値減算回
路12dによりECG周期Hrの平均値Vhraからの偏移ΔVhr＝|
Vfr−Vhra|が算出される。このECG周期Hrの平均値Vhra
からの偏移ΔVhrはコンパレータ12eに入力され、別に入
力される許容偏移ΔVhrrと比較される。
コンパレータ12eは、例えばΔVhr＞ΔVhrrのときは１
（ハイレベル）となり、またΔVhr≦ΔVhrrのときは０
（ロウレベル）のディジタル信号Wiを出力する。このWi
はデータメモリ（7f,7g）の書込み禁止信号としてアド
レスジェネレータ12gに入力される。アドレスジェネレ
ータ12gは上述の書込み禁止信号WiとECGとを波形成形回
路12fによって成形したタイミング信号Ｔとモード制御
信号CMDとを入力し、Ｎフレーム分の血流像の補間前の
データを蓄えるＮ個の血流像データメモリ7fと、同じく
白黒像の補間前のデータを蓄えるＮ個の白黒像データメ
モリ7gとに、書込み制御信号R/W及びアドレスA1〜Anを
出力する。
（ハイレベル）となり、またΔVhr≦ΔVhrrのときは０
（ロウレベル）のディジタル信号Wiを出力する。このWi
はデータメモリ（7f,7g）の書込み禁止信号としてアド
レスジェネレータ12gに入力される。アドレスジェネレ
ータ12gは上述の書込み禁止信号WiとECGとを波形成形回
路12fによって成形したタイミング信号Ｔとモード制御
信号CMDとを入力し、Ｎフレーム分の血流像の補間前の
データを蓄えるＮ個の血流像データメモリ7fと、同じく
白黒像の補間前のデータを蓄えるＮ個の白黒像データメ
モリ7gとに、書込み制御信号R/W及びアドレスA1〜Anを
出力する。
モード制御信号CMDは例えばデータ収集時には1,デー
タ出力時には０にする。書込み制御信号R/Wはモード制
御信号CMDに従属して変化し、収集されたデータの書込
み時には例えば1,読出し時には０になる。スキャン開始
信号発生回路12hはECGに相当するタイミング信号と書込
み制御信号R/W及び別に設定されるずらし幅Δｔを入力
し、データ収集が開始された時点つまりモード制御信号
CMDが０から１になった時点からスキャン開始信号SSを
出力する。
タ出力時には０にする。書込み制御信号R/Wはモード制
御信号CMDに従属して変化し、収集されたデータの書込
み時には例えば1,読出し時には０になる。スキャン開始
信号発生回路12hはECGに相当するタイミング信号と書込
み制御信号R/W及び別に設定されるずらし幅Δｔを入力
し、データ収集が開始された時点つまりモード制御信号
CMDが０から１になった時点からスキャン開始信号SSを
出力する。
スキャン開始信号SSは１フレーム分のデータ収集の開
始を指示する信号であり、第３図に示すように１心拍毎
にΔｔずつ遅れて発生する。スキャン開始信号SSは送受
波制御回路１に入力され、この送受波制御回路１はスキ
ャン開始信号SSを開始点とするスキャンの開始を指示す
る信号を送受波回路３に送る。その結果、１心拍毎にΔ
ｔずつECGに体する時相が遅れていく画像の原データが
第４図（Tf＝5/Δｔの場合）に示す如く得られる。
始を指示する信号であり、第３図に示すように１心拍毎
にΔｔずつ遅れて発生する。スキャン開始信号SSは送受
波制御回路１に入力され、この送受波制御回路１はスキ
ャン開始信号SSを開始点とするスキャンの開始を指示す
る信号を送受波回路３に送る。その結果、１心拍毎にΔ
ｔずつECGに体する時相が遅れていく画像の原データが
第４図（Tf＝5/Δｔの場合）に示す如く得られる。
この場合、フレームスキャン時間をTfとすると、１画
面をＮ＝Tf/Δｔ分割した各部分のデータがECGに対して
Δｔ毎に同時相で得られるので、その同時相の部分を構
成して得られる血流像のデータをＮ枚分の血流像データ
メモリ7f,同様に白黒像のデータをＮ枚分の白黒像デー
タメモリ7gに順次書込むようにアドレスジェネレータ12
gから書込み制御信号R/W及びアドレスA1〜Anを出力す
る。また、ECG周期Hrの偏移ΔVhrが設定値よりも大きい
場合は、第４図に３心拍目が異常の場合の様子を示す
が、前述のように書込み禁止信号Wiが１になり、その結
果メモリへの書込き及びずらし幅の増加が禁止され、次
の心拍において前の心拍と同じ条件でデータ収集及びメ
モリへの書込みを行う。
面をＮ＝Tf/Δｔ分割した各部分のデータがECGに対して
Δｔ毎に同時相で得られるので、その同時相の部分を構
成して得られる血流像のデータをＮ枚分の血流像データ
メモリ7f,同様に白黒像のデータをＮ枚分の白黒像デー
タメモリ7gに順次書込むようにアドレスジェネレータ12
gから書込み制御信号R/W及びアドレスA1〜Anを出力す
る。また、ECG周期Hrの偏移ΔVhrが設定値よりも大きい
場合は、第４図に３心拍目が異常の場合の様子を示す
が、前述のように書込み禁止信号Wiが１になり、その結
果メモリへの書込き及びずらし幅の増加が禁止され、次
の心拍において前の心拍と同じ条件でデータ収集及びメ
モリへの書込みを行う。
このようにして、例えばずらし幅が１心拍周期になる
までデータ収集及びメモリの書込みが行なわれ、分割合
成によるＮ画面分のデータが得られる。データ収集及び
メモリへの書込みが終了した後、モード制御信号CMDを
０にすると、このＮ画面分のデータを順次繰返して読出
すようにアドレスジェネレータ12gから書込み制御信号R
/W及びアドレスA1〜Anが出力される。分割合成による読
出されたＮ画面分のデータは補間部7a,カラー変換部7b,
加算回路7eによりＮ枚の血流イメージング像に構成さ
れ、カラーモニタ９に繰返し表示される。
までデータ収集及びメモリの書込みが行なわれ、分割合
成によるＮ画面分のデータが得られる。データ収集及び
メモリへの書込みが終了した後、モード制御信号CMDを
０にすると、このＮ画面分のデータを順次繰返して読出
すようにアドレスジェネレータ12gから書込み制御信号R
/W及びアドレスA1〜Anが出力される。分割合成による読
出されたＮ画面分のデータは補間部7a,カラー変換部7b,
加算回路7eによりＮ枚の血流イメージング像に構成さ
れ、カラーモニタ９に繰返し表示される。
通常、血流イメージングの場合のスキャン時間Tfは約
125msecであり、そのため同一画面内の血流像の時間差
は最大125msec存在し、またフレーム数は1sec/0.125scc
＝８と少ない。本実施例によれば、同一画面内の血流像
の時間差は最大Δｔ（Δt/Tf倍）に緩和され、フレーム
数は１（sec）／Δｔ（sec）つまり（Tf/Δｔ倍）に増
加し且つ乱れの大きいECGのときのデータは除去するの
で、ECGの揺ぎの影響を受けにくい画像表示が行なわれ
る。
125msecであり、そのため同一画面内の血流像の時間差
は最大125msec存在し、またフレーム数は1sec/0.125scc
＝８と少ない。本実施例によれば、同一画面内の血流像
の時間差は最大Δｔ（Δt/Tf倍）に緩和され、フレーム
数は１（sec）／Δｔ（sec）つまり（Tf/Δｔ倍）に増
加し且つ乱れの大きいECGのときのデータは除去するの
で、ECGの揺ぎの影響を受けにくい画像表示が行なわれ
る。
第５図は本発明の他の実施例を示すものであり、Ｎ枚
分のデータメモリ7f,7gの代わりに、Ｎ枚分の血流イメ
ージング像のフレームメモリ7hを設けたDSC7″とし、補
間部7a,カラー変換部7b,Bモード補間部7c,Bモードカラ
ー変換部7d,加算回路7eによって順次得られる血流イメ
ージング像を第４図に示す如く分割再構成する構成とし
たものである。なお、上述の例では、遅延時間を心拍如
に増加させる例を示したが、減少させるようにしたもの
でもよい。また、Ｂモード像と２次元血流像とを重畳表
示する例を説明したが、２次元血流像だけを表示できる
構成の装置にも適用でき、この他本発明の要旨を逸脱し
ない範囲で種々変形して実施できるものである。
分のデータメモリ7f,7gの代わりに、Ｎ枚分の血流イメ
ージング像のフレームメモリ7hを設けたDSC7″とし、補
間部7a,カラー変換部7b,Bモード補間部7c,Bモードカラ
ー変換部7d,加算回路7eによって順次得られる血流イメ
ージング像を第４図に示す如く分割再構成する構成とし
たものである。なお、上述の例では、遅延時間を心拍如
に増加させる例を示したが、減少させるようにしたもの
でもよい。また、Ｂモード像と２次元血流像とを重畳表
示する例を説明したが、２次元血流像だけを表示できる
構成の装置にも適用でき、この他本発明の要旨を逸脱し
ない範囲で種々変形して実施できるものである。
［発明の効果］ 以上のように本発明では、心電信号の特定点から所望
点までの遅延時間を心拍毎に増加或いは減少させた心電
同期信号を発生する心電同期手段と、前記心電同期手段
による心電同期信号に基づき心拍毎に所定時間間隔Δｔ
毎にフレームデータの収集開始時刻をずらしながら重な
る時相があるように複数のフレーム分のデータを収集す
るべく送受波の走査制御を行う送受波走査制御手段と、
この送受波走査制御手段によって収集された複数のフレ
ーム分のデータを記憶する記憶手段と、この記憶手段に
おけるデータの内の同時相の部分を合成してフレームを
作成する合成手段とを具備したことにより、フレーム内
時間差を緩和した画像表示を可能にすると共に細かい時
相の血流を観測できるようにした超音波ドプラ血流イメ
ージング装置を提供することができるものである。
点までの遅延時間を心拍毎に増加或いは減少させた心電
同期信号を発生する心電同期手段と、前記心電同期手段
による心電同期信号に基づき心拍毎に所定時間間隔Δｔ
毎にフレームデータの収集開始時刻をずらしながら重な
る時相があるように複数のフレーム分のデータを収集す
るべく送受波の走査制御を行う送受波走査制御手段と、
この送受波走査制御手段によって収集された複数のフレ
ーム分のデータを記憶する記憶手段と、この記憶手段に
おけるデータの内の同時相の部分を合成してフレームを
作成する合成手段とを具備したことにより、フレーム内
時間差を緩和した画像表示を可能にすると共に細かい時
相の血流を観測できるようにした超音波ドプラ血流イメ
ージング装置を提供することができるものである。
第１図は本発明にかかる超音波ドプラ血流イメージング
装置の一実施例の構成を示すブロック図、第２図は同実
施例におけるメモリコントローラの詳細なブロック図、
第３図は同実施例における波形図、第４図は同実施例の
分割再構成を示す図、第５図は本発明の他の実施例の構
成を示すブロック図、第６図は従来例の構成を示すブロ
ック図、第７図はスキャンの形態を示す図である。 １……送受波制御回路、２……超音波探触子、３……送
受波回路、４……位相検波回路、５……フィルタ回路、
６……周波数分析器、7,7′,7″……DSC、８……Ｂモー
ド検出部、９……カラーモニタ、10……誘導電極、11…
…ECG検出回路、12……メモリコントローラ。
装置の一実施例の構成を示すブロック図、第２図は同実
施例におけるメモリコントローラの詳細なブロック図、
第３図は同実施例における波形図、第４図は同実施例の
分割再構成を示す図、第５図は本発明の他の実施例の構
成を示すブロック図、第６図は従来例の構成を示すブロ
ック図、第７図はスキャンの形態を示す図である。 １……送受波制御回路、２……超音波探触子、３……送
受波回路、４……位相検波回路、５……フィルタ回路、
６……周波数分析器、7,7′,7″……DSC、８……Ｂモー
ド検出部、９……カラーモニタ、10……誘導電極、11…
…ECG検出回路、12……メモリコントローラ。
フロントページの続き (56)参考文献 特開 昭64−27540（ＪＰ，Ａ) 特開 昭63−186634（ＪＰ，Ａ) 特開 昭63−317141（ＪＰ，Ａ) 特開 昭54−135476（ＪＰ，Ａ)
Claims (3)
- 【請求項１】生体内に送波した超音波パルスに対応して
受波したエコーから生体内の血流によりドップラ偏移を
受けた成分を弁別し、この弁別されたドプラ偏移成分か
ら血流速度に対応するドプラ偏移周波数スペクトラム，
平均血流速度，速度分散及び血流の強度などの血流情報
を求め、この血流情報を２次元にて表示するようにした
超音波ドプラ血流イメージング装置において、心電信号
の特定点から所望点までの遅延時間を心拍毎に増加或い
は減少させた心電同期信号を発生する心電同期手段と、
前記心電同期手段による心電同期信号に基づき心拍毎に
所定時間間隔Δｔ毎にフレームデータの収集開始時刻を
ずらしながら重なる時相があるように複数のフレーム分
のデータを収集するべく送受波の走査制御を行う送受波
走査制御手段と、この送受波走査制御手段によって収集
された複数のフレーム分のデータを記憶する記憶手段
と、この記憶手段におけるデータの内の同時相の部分を
合成してフレームを作成する合成手段とを具備したこと
を特徴とする超音波ドプラ血流イメージング装置。 - 【請求項２】合成手段は、収集された複数のフレーム分
のデータの同時相の部分の合成を、Δｔ毎に行うように
したことを特徴とする特許請求の範囲第１項記載の超音
波ドプラ血流イメージング装置。 - 【請求項３】心拍周期が任意の時間内で得られた平均値
に比べて設定値よりも大きな偏移を有するときは収集さ
れたデータを無効とし、再び同じ遅延時間でのデータ収
集を行う手段を具備したことを特徴とする特許請求の範
囲第１項記載の超音波ドプラ血流イメージング装置。
Priority Applications (3)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP62237790A JP2557410B2 (ja) | 1987-09-22 | 1987-09-22 | 超音波ドプラ血流イメージング装置 |
| DE3832272A DE3832272A1 (de) | 1987-09-22 | 1988-09-22 | Ultraschalldarstellungsgeraet |
| US07/434,483 US4991589A (en) | 1987-09-22 | 1989-11-09 | Ultrasonic imaging apparatus |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP62237790A JP2557410B2 (ja) | 1987-09-22 | 1987-09-22 | 超音波ドプラ血流イメージング装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS6480352A JPS6480352A (en) | 1989-03-27 |
| JP2557410B2 true JP2557410B2 (ja) | 1996-11-27 |
Family
ID=17020469
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP62237790A Expired - Lifetime JP2557410B2 (ja) | 1987-09-22 | 1987-09-22 | 超音波ドプラ血流イメージング装置 |
Country Status (3)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US4991589A (ja) |
| JP (1) | JP2557410B2 (ja) |
| DE (1) | DE3832272A1 (ja) |
Families Citing this family (34)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH0611796Y2 (ja) * | 1988-02-08 | 1994-03-30 | カシオ計算機株式会社 | 転写ヘッド |
| JPH02307436A (ja) * | 1989-05-23 | 1990-12-20 | Toshiba Corp | 超音波血流イメージング装置 |
| US5190044A (en) * | 1990-03-30 | 1993-03-02 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Ultrasonic blood flow imaging apparatus |
| JP3144819B2 (ja) * | 1991-04-17 | 2001-03-12 | 株式会社東芝 | 超音波診断装置 |
| JP3381968B2 (ja) * | 1993-07-09 | 2003-03-04 | 株式会社東芝 | 超音波診断装置 |
| US5701898A (en) * | 1994-09-02 | 1997-12-30 | The United States Of America As Represented By The Department Of Health And Human Services | Method and system for Doppler ultrasound measurement of blood flow |
| RU2088411C1 (ru) * | 1996-02-19 | 1997-08-27 | Сергей Николаевич Максимовский | Способ печати и печатающее устройство для его осуществления |
| DE19732125C1 (de) | 1997-07-25 | 1999-02-11 | Tomtec Imaging Syst Gmbh | Verfahren zur Aufnahme von Ultraschallbildern bewegter Objekte |
| US7052460B2 (en) * | 2003-05-09 | 2006-05-30 | Visualsonics Inc. | System for producing an ultrasound image using line-based image reconstruction |
| US7674228B2 (en) * | 2004-03-01 | 2010-03-09 | Sunnybrook And Women's College Health Sciences Centre | System and method for ECG-triggered retrospective color flow ultrasound imaging |
| KR100923026B1 (ko) * | 2006-09-19 | 2009-10-22 | 주식회사 메디슨 | 초음파 영상을 형성하는 초음파 시스템 및 방법 |
| KR100954988B1 (ko) * | 2006-09-26 | 2010-04-29 | 주식회사 메디슨 | 초음파 영상을 형성하는 초음파 시스템 및 방법 |
| US8542900B2 (en) | 2007-03-08 | 2013-09-24 | Sync-Rx Ltd. | Automatic reduction of interfering elements from an image stream of a moving organ |
| US10716528B2 (en) | 2007-03-08 | 2020-07-21 | Sync-Rx, Ltd. | Automatic display of previously-acquired endoluminal images |
| WO2008107905A2 (en) * | 2007-03-08 | 2008-09-12 | Sync-Rx, Ltd. | Imaging and tools for use with moving organs |
| US11064964B2 (en) | 2007-03-08 | 2021-07-20 | Sync-Rx, Ltd | Determining a characteristic of a lumen by measuring velocity of a contrast agent |
| US9629571B2 (en) | 2007-03-08 | 2017-04-25 | Sync-Rx, Ltd. | Co-use of endoluminal data and extraluminal imaging |
| US11197651B2 (en) | 2007-03-08 | 2021-12-14 | Sync-Rx, Ltd. | Identification and presentation of device-to-vessel relative motion |
| US9375164B2 (en) | 2007-03-08 | 2016-06-28 | Sync-Rx, Ltd. | Co-use of endoluminal data and extraluminal imaging |
| US9968256B2 (en) | 2007-03-08 | 2018-05-15 | Sync-Rx Ltd. | Automatic identification of a tool |
| US8700130B2 (en) * | 2007-03-08 | 2014-04-15 | Sync-Rx, Ltd. | Stepwise advancement of a medical tool |
| US7940972B2 (en) * | 2007-05-16 | 2011-05-10 | General Electric Company | System and method of extended field of view image acquisition of an imaged subject |
| US9101286B2 (en) | 2008-11-18 | 2015-08-11 | Sync-Rx, Ltd. | Apparatus and methods for determining a dimension of a portion of a stack of endoluminal data points |
| US9095313B2 (en) | 2008-11-18 | 2015-08-04 | Sync-Rx, Ltd. | Accounting for non-uniform longitudinal motion during movement of an endoluminal imaging probe |
| US10362962B2 (en) | 2008-11-18 | 2019-07-30 | Synx-Rx, Ltd. | Accounting for skipped imaging locations during movement of an endoluminal imaging probe |
| US9974509B2 (en) | 2008-11-18 | 2018-05-22 | Sync-Rx Ltd. | Image super enhancement |
| US8855744B2 (en) | 2008-11-18 | 2014-10-07 | Sync-Rx, Ltd. | Displaying a device within an endoluminal image stack |
| US9144394B2 (en) | 2008-11-18 | 2015-09-29 | Sync-Rx, Ltd. | Apparatus and methods for determining a plurality of local calibration factors for an image |
| US11064903B2 (en) | 2008-11-18 | 2021-07-20 | Sync-Rx, Ltd | Apparatus and methods for mapping a sequence of images to a roadmap image |
| EP2723231A4 (en) | 2011-06-23 | 2015-02-25 | Sync Rx Ltd | LUMINAL BACKGROUND CLEANING |
| JP6134789B2 (ja) | 2012-06-26 | 2017-05-24 | シンク−アールエックス，リミティド | 管腔器官における流れに関連する画像処理 |
| JP2015012950A (ja) * | 2013-07-04 | 2015-01-22 | 日立アロカメディカル株式会社 | 超音波診断装置 |
| CN113768542B (zh) * | 2020-06-10 | 2022-11-08 | 无锡祥生医疗科技股份有限公司 | 超声血流成像装置及超声设备 |
| CN116965849A (zh) * | 2022-04-24 | 2023-10-31 | 武汉联影医疗科技有限公司 | 信号处理方法、装置、计算机设备、存储介质和超声仪器 |
Family Cites Families (8)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US3954098A (en) * | 1975-01-31 | 1976-05-04 | Dick Donald E | Synchronized multiple image tomographic cardiography |
| US4271842A (en) * | 1978-03-03 | 1981-06-09 | Smith Kline Instruments, Inc. | Apparatus and method for providing multiple ultrasonic sector image displays |
| US4318413A (en) * | 1978-10-20 | 1982-03-09 | Tokyo Shibaura Denki Kabushiki Kaisha | Ultrasonic diagnostic apparatus |
| JPS5849137A (ja) * | 1981-09-18 | 1983-03-23 | 株式会社東芝 | 超音波血流測定装置 |
| JPS5897347A (ja) * | 1981-12-03 | 1983-06-09 | 株式会社東芝 | 超音波診断装置 |
| LU83897A1 (fr) * | 1982-01-26 | 1983-09-02 | Arbed | Procede de traitement d'objets longitudinaux au cours d'une operation de metallisation a chaud |
| US4572202A (en) * | 1983-11-14 | 1986-02-25 | Elscint Inc. | Method and apparatus for high-speed ultrasonic imaging |
| JPH0693890B2 (ja) * | 1985-04-30 | 1994-11-24 | 株式会社東芝 | 超音波診断装置 |
-
1987
- 1987-09-22 JP JP62237790A patent/JP2557410B2/ja not_active Expired - Lifetime
-
1988
- 1988-09-22 DE DE3832272A patent/DE3832272A1/de active Granted
-
1989
- 1989-11-09 US US07/434,483 patent/US4991589A/en not_active Expired - Lifetime
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| US4991589A (en) | 1991-02-12 |
| DE3832272C2 (ja) | 1993-03-11 |
| JPS6480352A (en) | 1989-03-27 |
| DE3832272A1 (de) | 1989-04-06 |
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