JPH02307436A - 超音波血流イメージング装置 - Google Patents
超音波血流イメージング装置Info
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- JPH02307436A JPH02307436A JP1129340A JP12934089A JPH02307436A JP H02307436 A JPH02307436 A JP H02307436A JP 1129340 A JP1129340 A JP 1129340A JP 12934089 A JP12934089 A JP 12934089A JP H02307436 A JPH02307436 A JP H02307436A
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Classifications
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01S—RADIO DIRECTION-FINDING; RADIO NAVIGATION; DETERMINING DISTANCE OR VELOCITY BY USE OF RADIO WAVES; LOCATING OR PRESENCE-DETECTING BY USE OF THE REFLECTION OR RERADIATION OF RADIO WAVES; ANALOGOUS ARRANGEMENTS USING OTHER WAVES
- G01S7/00—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00
- G01S7/52—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00 of systems according to group G01S15/00
- G01S7/52017—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00 of systems according to group G01S15/00 particularly adapted to short-range imaging
- G01S7/52085—Details related to the ultrasound signal acquisition, e.g. scan sequences
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01S—RADIO DIRECTION-FINDING; RADIO NAVIGATION; DETERMINING DISTANCE OR VELOCITY BY USE OF RADIO WAVES; LOCATING OR PRESENCE-DETECTING BY USE OF THE REFLECTION OR RERADIATION OF RADIO WAVES; ANALOGOUS ARRANGEMENTS USING OTHER WAVES
- G01S15/00—Systems using the reflection or reradiation of acoustic waves, e.g. sonar systems
- G01S15/88—Sonar systems specially adapted for specific applications
- G01S15/89—Sonar systems specially adapted for specific applications for mapping or imaging
- G01S15/8906—Short-range imaging systems; Acoustic microscope systems using pulse-echo techniques
- G01S15/8979—Combined Doppler and pulse-echo imaging systems
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- Remote Sensing (AREA)
- Acoustics & Sound (AREA)
- Computer Networks & Wireless Communication (AREA)
- General Physics & Mathematics (AREA)
- Ultra Sonic Daignosis Equipment (AREA)
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、超音波のドプラ効果を利用して被検体内の血
流情報を求め、これを表示して診断に供するようにした
超音波血流イメージング装置に関する。
流情報を求め、これを表示して診断に供するようにした
超音波血流イメージング装置に関する。
（従来の技術）
超音波ドプラ法とパルス反射法とを併用することによっ
て一つの超音波プローブで血流情報と断層像（白黒Ｂモ
ード像）情報を得、この断層像に重ねて血流情報をリア
ルタイムでカラー表示するようにした超音波血流イメー
ジング装置が知られている。このような装置によって血
流速度を測定する場合の動作原理は次の通りである。
て一つの超音波プローブで血流情報と断層像（白黒Ｂモ
ード像）情報を得、この断層像に重ねて血流情報をリア
ルタイムでカラー表示するようにした超音波血流イメー
ジング装置が知られている。このような装置によって血
流速度を測定する場合の動作原理は次の通りである。
すなわち、被検体である生体内を流れている血流に対し
て超音波パルスを送波すると、この超音波ビームの中心
周波数ｆｃは流動する血球によって散乱されドプラ偏移
を受けて周波数ｆｄだけ変化して、この受波周波数ｆは
ｆ＝ｆｃ ＋ｆｄとなる。このとき周波数ｆｃ、ｆｄは
次式のように示される。
て超音波パルスを送波すると、この超音波ビームの中心
周波数ｆｃは流動する血球によって散乱されドプラ偏移
を受けて周波数ｆｄだけ変化して、この受波周波数ｆは
ｆ＝ｆｃ ＋ｆｄとなる。このとき周波数ｆｃ、ｆｄは
次式のように示される。
に
こで、■＝血流速度
θ：超音波ビームと血管とのなす角度
Ｃ：音速
従って、ドプラ偏移ｆｄを検出することによって血流速
度Ｖを得ることができる。
度Ｖを得ることができる。
このようにして得られた血流速度Ｖの２次元画像表示は
次のように行われる。先ず第４図のように超音波プロー
ブ１１から被検体に対してＡ、 Ｂ。
次のように行われる。先ず第４図のように超音波プロー
ブ１１から被検体に対してＡ、 Ｂ。
Ｃ２・・・方向に順次超音波パルスを送波してセクタ（
又はリニア）スキャンを行うにあたり、第５図の構成の
装置によってその超音波パルスのスキャン制御が行われ
る。
又はリニア）スキャンを行うにあたり、第５図の構成の
装置によってその超音波パルスのスキャン制御が行われ
る。
最初にＡ方向に数回超音波パルスが送波されると、被検
体内の血流でドプラ偏移されて反射されたエコー信号は
同一プローブ１１によって受波され、電気信号に変換さ
れて受信回路１２に送られる。次に位相検波回路１３に
よってドプラ偏移信号が検出される。このドプラ偏移信
号は超音波パルスの送波方向に設けられた例えば２５６
個のサンプル点ごとにとらえられる。各サンプル点でと
らえられたドプラ偏移信号は周波数分析器１４で周波数
分析され、Ｄ、Ｓ、Ｃ（ディジタル・スキャン・コンバ
ータ）１５に送られここで走査変換された後に、表示部
１６に送出され入方向の血流分布像が２次元画像として
リアルタイムで表示される。
体内の血流でドプラ偏移されて反射されたエコー信号は
同一プローブ１１によって受波され、電気信号に変換さ
れて受信回路１２に送られる。次に位相検波回路１３に
よってドプラ偏移信号が検出される。このドプラ偏移信
号は超音波パルスの送波方向に設けられた例えば２５６
個のサンプル点ごとにとらえられる。各サンプル点でと
らえられたドプラ偏移信号は周波数分析器１４で周波数
分析され、Ｄ、Ｓ、Ｃ（ディジタル・スキャン・コンバ
ータ）１５に送られここで走査変換された後に、表示部
１６に送出され入方向の血流分布像が２次元画像として
リアルタイムで表示される。
以下Ｂ、 Ｃ，・・・の各方向に対しても同様な動作
が繰り返されて、各スキャン方向に対応した血流分布像
が表示されることになる。
が繰り返されて、各スキャン方向に対応した血流分布像
が表示されることになる。
一セクタ（−断面）すなわち１画像（フレーム）分の走
査に要する時間ｔｆは次式で示される。
査に要する時間ｔｆは次式で示される。
ｔｆ＝ｎＸＮ／ｆｒ
ここで、ｎニー走査線上のスキャンの（り返し数、Ｎ：
走・査線の数、 ｆｒ：レートパルスの周波数。
走・査線の数、 ｆｒ：レートパルスの周波数。
例えばｎ＝８．Ｎ＝１６．ｆｒ＝４ｋｂｘに設定すると
、ｔ ｆ＝８Ｘ１６／４０００勺３２（ｍｓ）となる。
、ｔ ｆ＝８Ｘ１６／４０００勺３２（ｍｓ）となる。
このようにして各走査線ごとに得られた例えば８レ一ト
分の受波信号は、位相検波されてドプラ偏移が検出され
た後、ディジタル信号に変換され血流速度等を含んだ血
流像としてディスプレイ１６に表示される。
分の受波信号は、位相検波されてドプラ偏移が検出され
た後、ディジタル信号に変換され血流速度等を含んだ血
流像としてディスプレイ１６に表示される。
（発明が解決しようとする課題）
このようにして得られる血流像は、セクタを構成してい
る（１）フレーム数Ｆ、 （２）走査線Ｎ。
る（１）フレーム数Ｆ、 （２）走査線Ｎ。
（３）視野角θによってその表示精度が決定されるが、
これら各要素間には互いに矛盾した関係であるのですべ
てを同時に向上させることは不可能である。例えば表示
像のチラつきを抑えるため（１）フレーム数を増やそう
とすると（２） 、 （３）が犠牲となり、微細像を
得るため（２）走査線数を増やそうとすると（３）が犠
牲となり、診断部位を拡張するため（３）視野角を広げ
ようとすると（１） 、 （２）が犠牲となる関係が
ある。
これら各要素間には互いに矛盾した関係であるのですべ
てを同時に向上させることは不可能である。例えば表示
像のチラつきを抑えるため（１）フレーム数を増やそう
とすると（２） 、 （３）が犠牲となり、微細像を
得るため（２）走査線数を増やそうとすると（３）が犠
牲となり、診断部位を拡張するため（３）視野角を広げ
ようとすると（１） 、 （２）が犠牲となる関係が
ある。
これらの問題は血流情報をできるだけ精度良く検出する
ために各走査線上のスキャン数ｎをできるだけ大きく選
１ｆうとするために生じており、ｎを小さくすることに
より前記（１） 、 （２） 、 （３）の各要素
を向上させることが考えられるがこれは周波数解析の誤
差につながるので限界がある。
ために各走査線上のスキャン数ｎをできるだけ大きく選
１ｆうとするために生じており、ｎを小さくすることに
より前記（１） 、 （２） 、 （３）の各要素
を向上させることが考えられるがこれは周波数解析の誤
差につながるので限界がある。
ところで、このような問題に対処するために、フレーム
数、走査線数、視野角の各要素を満足するものとして同
時に複数の異なる受信エコー信号を得ることを特徴にし
た超音波診断装置が提案されている。これは、被検体か
ら反射されたエコー信号を並列同時受信するので、一つ
の超音波パルスを送信することにより複数のエコー信号
を受信することができる。従って例えば二つの受信エコ
ー信号を同時に得ると、従来の１画像分の走査時間で２
画像を得ることができる。また、フレーム数を同じとす
れば従来と同一視野角の場合、走査線の間隔を１／２に
することができ、さらに従来と同一走査線間隔の場合、
視野角を２倍にすることができる。
数、走査線数、視野角の各要素を満足するものとして同
時に複数の異なる受信エコー信号を得ることを特徴にし
た超音波診断装置が提案されている。これは、被検体か
ら反射されたエコー信号を並列同時受信するので、一つ
の超音波パルスを送信することにより複数のエコー信号
を受信することができる。従って例えば二つの受信エコ
ー信号を同時に得ると、従来の１画像分の走査時間で２
画像を得ることができる。また、フレーム数を同じとす
れば従来と同一視野角の場合、走査線の間隔を１／２に
することができ、さらに従来と同一走査線間隔の場合、
視野角を２倍にすることができる。
ところがこのような超音波診断装置では、ある送信ビー
ムから得られる２つの走査線の時相差は０であるが、次
の送信ビームから得られる走査線との間の時相差がｎと
なり、順次走査線間の時相差がＱ、 ｎ、 Ｑ、
ｎと変化することにより得られる画像が不自然となっ
てしまうという問題がある。
ムから得られる２つの走査線の時相差は０であるが、次
の送信ビームから得られる走査線との間の時相差がｎと
なり、順次走査線間の時相差がＱ、 ｎ、 Ｑ、
ｎと変化することにより得られる画像が不自然となっ
てしまうという問題がある。
かかる問題を第３図を参照して詳細に説明する。
同図において横方向の数字は走査アドレス（走査方向り
）を示し、縦方向の数字は走査線のパルス番号及び受信
データの番号を示すものであり、走査アドレス中（）で
示すのは実効走査線の得られる位置を示し、走査パルス
番号のうち○で囲まれたものは送信状態を示し、番号だ
けのものは受信状態を示し、ダッシュを付したものは実
効受信データを示すものである。
）を示し、縦方向の数字は走査線のパルス番号及び受信
データの番号を示すものであり、走査アドレス中（）で
示すのは実効走査線の得られる位置を示し、走査パルス
番号のうち○で囲まれたものは送信状態を示し、番号だ
けのものは受信状態を示し、ダッシュを付したものは実
効受信データを示すものである。
先ずアドレス３の位置で超音波を送信し、アドレス１と
５の両方で受信を行なうことによりアドレス（２）と（
４）の位置で実効受信データを得る。
５の両方で受信を行なうことによりアドレス（２）と（
４）の位置で実効受信データを得る。
これを２．３．４と４回同様に繰り返すことにより実効
受信データ１−．２−．３−．４−を得て実効走査線が
形成される。
受信データ１−．２−．３−．４−を得て実効走査線が
形成される。
次にアドレス７の位置で送信を行い、アドレス５と９の
位置で並列同時受信を行なうことによってアドレス（６
）と（８）の位置で実効受信データを得る。これを順次
５． ６． ７． ８と繰り返すことにより実効受信デ
ータ５−．６−．７−．８−を得て実効走査線が形成さ
れる。
位置で並列同時受信を行なうことによってアドレス（６
）と（８）の位置で実効受信データを得る。これを順次
５． ６． ７． ８と繰り返すことにより実効受信デ
ータ５−．６−．７−．８−を得て実効走査線が形成さ
れる。
以上のようにして得られた各実効走査線間の時相差はア
ドレス（２）と（４）との間がＯであるのに対し、アド
レス（４）と（６）の間には４パルス分の差が生ずる。
ドレス（２）と（４）との間がＯであるのに対し、アド
レス（４）と（６）の間には４パルス分の差が生ずる。
これを全てのアドレスについて考えると時相差が０．
４． ０． ４．・・・となってしまい、各実効走査間
の連続性が損われてしまう。この結果、得られる画像が
不自然なものとなり、診断能の低下を招くという問題が
生ずる。
４． ０． ４．・・・となってしまい、各実効走査間
の連続性が損われてしまう。この結果、得られる画像が
不自然なものとなり、診断能の低下を招くという問題が
生ずる。
以上の如く、従来の複数同時受信方式を用いた装置にあ
っては、各走査線間の時相差が不均一になり得られる画
像が不自然となるという問題があった。
っては、各走査線間の時相差が不均一になり得られる画
像が不自然となるという問題があった。
本発明は前記事情に鑑みてなされたものであり、複数同
時受信をしたときに、各走査線間の時相差を均一にする
ことにより、診断上良好な血流分布像を表示できる超音
波血流イメージング装置を提供することを目的とするも
のである。
時受信をしたときに、各走査線間の時相差を均一にする
ことにより、診断上良好な血流分布像を表示できる超音
波血流イメージング装置を提供することを目的とするも
のである。
［発明の構成］
（課題を解決するための手段）
前記目的を達成するために本発明は、超音波走査方向に
沿って配列された複数の超音波振動子と、少なくとも２
以上の異なる受信指向特性を有する受信信号合成部を有
し、単一の超音波送信毎に各受信信号合成部から複数の
異なる受信エコー信号を得る送受信制御系を備え、同一
方向に複数回送受信し、その反射成分をサンプリングし
、各サンプル点毎にドプラ偏移データを求めて前記被検
体の血流分布像を形成し、これを表示して診断に供する
ようにした超音波血流イメージング装置において、１組
の送受信ビームから得られる複数の走査線のうち一つと
空間的に異なり時間的に連続する１組の複数の送受信ビ
ームから得られる走査線のうちの一つが一致するように
送、受信ビームを制御して同一方向で送受信する回数を
ドツプラ偏移データを得るために必要な回数より減らし
、これらの一致した走査線に対応するデータを一つの走
査線からの連続データとしてドツプラ偏移データを求め
る制御手段を設けたことを特徴とするものである。
沿って配列された複数の超音波振動子と、少なくとも２
以上の異なる受信指向特性を有する受信信号合成部を有
し、単一の超音波送信毎に各受信信号合成部から複数の
異なる受信エコー信号を得る送受信制御系を備え、同一
方向に複数回送受信し、その反射成分をサンプリングし
、各サンプル点毎にドプラ偏移データを求めて前記被検
体の血流分布像を形成し、これを表示して診断に供する
ようにした超音波血流イメージング装置において、１組
の送受信ビームから得られる複数の走査線のうち一つと
空間的に異なり時間的に連続する１組の複数の送受信ビ
ームから得られる走査線のうちの一つが一致するように
送、受信ビームを制御して同一方向で送受信する回数を
ドツプラ偏移データを得るために必要な回数より減らし
、これらの一致した走査線に対応するデータを一つの走
査線からの連続データとしてドツプラ偏移データを求め
る制御手段を設けたことを特徴とするものである。
（作 用）
１組の送受信ビームから得られる走査線のうちの一つと
空間的に異なり時間的に連続する１組の送受信ビームか
ら得られる走査線のうちの一つが一致するような送信、
受信ビームを制御して同一方向で送受信する回数をドプ
ラ偏移データを得るために必要な回数より減らし、これ
らの一致した走査線に対応するデータを一つの走査線か
らの連続データとしてドプラ偏移データを求めるもので
あるから、走査線間の時相差を均一にすることができる
。
空間的に異なり時間的に連続する１組の送受信ビームか
ら得られる走査線のうちの一つが一致するような送信、
受信ビームを制御して同一方向で送受信する回数をドプ
ラ偏移データを得るために必要な回数より減らし、これ
らの一致した走査線に対応するデータを一つの走査線か
らの連続データとしてドプラ偏移データを求めるもので
あるから、走査線間の時相差を均一にすることができる
。
（実施例）
以下実施例により本発明を具体的に説明する。
第１図は本発明の一実施例を示すブロック図である。
同図において１は複数の振動子１−１乃至１−Ｍがアレ
イ状に配列されたアレイプローブ（次下単にプローブと
もいう）である。２は送受信系を示すものであり、パル
ス発生器２Ａ、送信遅延回路２Ｂ−１乃至２Ｂ−Ｍ、パ
ルサ２Ｃ−１乃至２Ｃ−Ｍとによって構成される送信系
と２系統のプリアンプ３Ａａ−１乃至２Ａａ−Ｍ及び３
Ａｂ−１乃至３Ａｂ−Ｍ、２系統の受信遅延回路３Ｂａ
−１乃至３Ｂａ−Ｍ及び３Ｂｂ−１乃至３Ｂｂ−Ｍこれ
らの各系統の受信遅延回路からの信号を加算する２系統
の加算器３Ｃ−１，３Ｃ−２からなる受信系とによって
構成されている。これら各加算器３Ｃ−１及び３Ｃ−２
の出力はそれぞれＢモード（断層像表示モード）処理系
４−１．４−２及びＤモード（ドプラ像表示モード）処
理系５−１．５−２に送られて処理される。
イ状に配列されたアレイプローブ（次下単にプローブと
もいう）である。２は送受信系を示すものであり、パル
ス発生器２Ａ、送信遅延回路２Ｂ−１乃至２Ｂ−Ｍ、パ
ルサ２Ｃ−１乃至２Ｃ−Ｍとによって構成される送信系
と２系統のプリアンプ３Ａａ−１乃至２Ａａ−Ｍ及び３
Ａｂ−１乃至３Ａｂ−Ｍ、２系統の受信遅延回路３Ｂａ
−１乃至３Ｂａ−Ｍ及び３Ｂｂ−１乃至３Ｂｂ−Ｍこれ
らの各系統の受信遅延回路からの信号を加算する２系統
の加算器３Ｃ−１，３Ｃ−２からなる受信系とによって
構成されている。これら各加算器３Ｃ−１及び３Ｃ−２
の出力はそれぞれＢモード（断層像表示モード）処理系
４−１．４−２及びＤモード（ドプラ像表示モード）処
理系５−１．５−２に送られて処理される。
前記Ｂモード処理系４−１は、対数増幅器４Ａ−１，包
絡線検波回路４Ｂ−１，Ａ／Ｄ変換器４Ｃ−１とによっ
て構成されている。またＢモード処理系４−２は、対数
増幅器４Ａ−２，包絡線検波回路４Ｂ−２，Ａ／Ｄ変換
器４Ｃ−２とによって構成されている。
絡線検波回路４Ｂ−１，Ａ／Ｄ変換器４Ｃ−１とによっ
て構成されている。またＢモード処理系４−２は、対数
増幅器４Ａ−２，包絡線検波回路４Ｂ−２，Ａ／Ｄ変換
器４Ｃ−２とによって構成されている。
前記Ｄモード処理系５−１１は、位相検波回路５Ａａ−
１（５Ａｂ−１）、ＬＰＦ５Ｄａ−１（５Ｄｂ−１）、
Ａ／Ｄ変換器５Ｅａ−１（５Ｅｂ−１）、ＭＴＩフィル
タ５Ｆａ−１（５Ｆｂ −１）及び演算器５Ｇ−１とに
よって構成されている。
１（５Ａｂ−１）、ＬＰＦ５Ｄａ−１（５Ｄｂ−１）、
Ａ／Ｄ変換器５Ｅａ−１（５Ｅｂ−１）、ＭＴＩフィル
タ５Ｆａ−１（５Ｆｂ −１）及び演算器５Ｇ−１とに
よって構成されている。
前記Ｄモード処理系５−２は、位相検波回路５Ａａ−２
（５Ａｂ−２）、ＬＰＦ５Ｄａ−２（５Ｄｂ−２）、Ａ
／Ｄ変換器５Ｅａ−２（５Ｅｂ−２）、ＭＴＩフィルタ
５Ｆａ−２（５Ｆｂ−２）及び演算器５Ｇ−２とによっ
て構成されている。
（５Ａｂ−２）、ＬＰＦ５Ｄａ−２（５Ｄｂ−２）、Ａ
／Ｄ変換器５Ｅａ−２（５Ｅｂ−２）、ＭＴＩフィルタ
５Ｆａ−２（５Ｆｂ−２）及び演算器５Ｇ−２とによっ
て構成されている。
尚、５Ｂは発振器であり、５Ｃはπ／２移相器である。
６は表示系であり、画像メモリ６Ａ及びディスプレイ６
Ｂから成る。
Ｂから成る。
同図においてＣＮＴは制御手段であり、前記各部の制御
を司どるが、特に以下の如き制御を行なうようになって
いる。つまり、１組の送受信ビームから得られる複数の
走査線のうち一つと空間的に異なり時間的に連続する１
組の複数の送受信ビームから得られる走査線のうち一つ
が一致するように送、受信ビームを制御して、同一方向
で送受信する回数をドプラ偏移データを得るために必要
な回数により減らし、これらの一致した走査線に対応す
るデータを一つの走査線からの連続データとしてドプラ
偏移データを求めるように各部を制御する。
を司どるが、特に以下の如き制御を行なうようになって
いる。つまり、１組の送受信ビームから得られる複数の
走査線のうち一つと空間的に異なり時間的に連続する１
組の複数の送受信ビームから得られる走査線のうち一つ
が一致するように送、受信ビームを制御して、同一方向
で送受信する回数をドプラ偏移データを得るために必要
な回数により減らし、これらの一致した走査線に対応す
るデータを一つの走査線からの連続データとしてドプラ
偏移データを求めるように各部を制御する。
次に以上のように構成された装置の概略動作を説明する
。
。
先ず、Ｍ本のアレイ型プローブの各振動子に接続された
パルサ２Ｃを用いて所定の方向に超音波ビームを送信す
る。受信においても前記各振動子１を用いる。この時超
音波画像を観測する所定の部位（以下観測点）２点に受
信ビームが集束するように受信遅延時間が制御される。
パルサ２Ｃを用いて所定の方向に超音波ビームを送信す
る。受信においても前記各振動子１を用いる。この時超
音波画像を観測する所定の部位（以下観測点）２点に受
信ビームが集束するように受信遅延時間が制御される。
すなわち、振動子群から得られた信号は２系統の受信回
路にて所定の遅延時間が与えられた後加算器３Ｃ−１゜
３０−２にて加算され、異なる２点からの超音波信号を
得る。その後それぞれの信号はＢモード処理系４−１及
び４−２．Ｄモード処理系５−１及び５−２に送られた
処理され、その後画像メモリ６Ａに格納され、ディスプ
レイ６Ｂに送られ表示に供される。
路にて所定の遅延時間が与えられた後加算器３Ｃ−１゜
３０−２にて加算され、異なる２点からの超音波信号を
得る。その後それぞれの信号はＢモード処理系４−１及
び４−２．Ｄモード処理系５−１及び５−２に送られた
処理され、その後画像メモリ６Ａに格納され、ディスプ
レイ６Ｂに送られ表示に供される。
同図においてＣＮＴは制御手段であり、前記各部の制御
を司どるが、特に以下の如き制御を行なうようになって
いる。つまり、１組の送受信ビームから得られる複数の
走査線のうち一つと空間的に異なり時間的に連続する１
組の複数の送受信ビームから得られる走査線のうち一つ
が一致するように送、受信ビームを制御して、同一方向
で送受信する回数をドプラ偏移データを得るために必要
な回数により減らし、これらの一致した走査線に対応す
るデータを一つの走査線からの連続データとしてドプラ
偏移データを求めるように各部を制御する。
を司どるが、特に以下の如き制御を行なうようになって
いる。つまり、１組の送受信ビームから得られる複数の
走査線のうち一つと空間的に異なり時間的に連続する１
組の複数の送受信ビームから得られる走査線のうち一つ
が一致するように送、受信ビームを制御して、同一方向
で送受信する回数をドプラ偏移データを得るために必要
な回数により減らし、これらの一致した走査線に対応す
るデータを一つの走査線からの連続データとしてドプラ
偏移データを求めるように各部を制御する。
次に本発明の特徴となる送受信方式について第２図を参
照して説明する。この説明では送信ビームと受信ビーム
から形成される実効走査線はその中央に形成されるもの
とし、又、１走査線は４パルスで作られるものとする。
照して説明する。この説明では送信ビームと受信ビーム
から形成される実効走査線はその中央に形成されるもの
とし、又、１走査線は４パルスで作られるものとする。
そして、第２図における横方向の数字は走査アドレス（
走査方向りを示し、縦方向の数字は走査線のパルス番号
及び受信データの番号を示すものであり、走査アドレス
中（）で示すのは実効走査線の得られる位置を示し、走
査パルス番号のうち○で囲まれたものは送信状態を示し
、番号だけのものは受信状態を示し、ダッシュを付した
ものは実効受信データを示すものとする。
走査方向りを示し、縦方向の数字は走査線のパルス番号
及び受信データの番号を示すものであり、走査アドレス
中（）で示すのは実効走査線の得られる位置を示し、走
査パルス番号のうち○で囲まれたものは送信状態を示し
、番号だけのものは受信状態を示し、ダッシュを付した
ものは実効受信データを示すものとする。
先ず、アドレス３の方向で送信し、アドレス１と５の両
方で受信を行なうという動作を２回（■。
方で受信を行なうという動作を２回（■。
■）繰り返す。この段階では２パルスしか受信していな
いので実効走査線は出来ない。次にアドレス５で３回目
の送信■を行ない、アドレス３及び７で受信を行なうと
いう動作を２回（■、■）繰り返す。この時点でアドレ
ス（４）の位置に実効受信データ１−．２−．３″、４
′が得られ、実効走査線が形成される。次にアドレス７
の位置で５回目の送信■を行ない、アドレス５及び９の
位置で同時受信を行ない、これを２回（■、■）繰り返
す。この時点でアドレス（６）の位置に実効受信データ
３−．４−．５−．６−が得られ、実効走査線が形成さ
れる。以下同様にしてアドレス１回置きに２回づづの送
信を行ない、４パルスによって作られた実効受信データ
から実効走査線を得て処理を行なう。
いので実効走査線は出来ない。次にアドレス５で３回目
の送信■を行ない、アドレス３及び７で受信を行なうと
いう動作を２回（■、■）繰り返す。この時点でアドレ
ス（４）の位置に実効受信データ１−．２−．３″、４
′が得られ、実効走査線が形成される。次にアドレス７
の位置で５回目の送信■を行ない、アドレス５及び９の
位置で同時受信を行ない、これを２回（■、■）繰り返
す。この時点でアドレス（６）の位置に実効受信データ
３−．４−．５−．６−が得られ、実効走査線が形成さ
れる。以下同様にしてアドレス１回置きに２回づづの送
信を行ない、４パルスによって作られた実効受信データ
から実効走査線を得て処理を行なう。
以上の送受信方式によれば、実効走査線（４）。
（ｌｉ） 、 （８） 、 （１０）、 （１２
）、 （１４）、・・・相互間の時相差は同じ２パル
スとなり均一となる。従って各データは連続して収集さ
れることになり自然な画像を得ることができる。
）、 （１４）、・・・相互間の時相差は同じ２パル
スとなり均一となる。従って各データは連続して収集さ
れることになり自然な画像を得ることができる。
本発明はリニア走査型の超音波診断装置に限らずコンベ
ックス走査方式、セクタ走査方式等の全てのものに適用
することができ、また、同時受信を行なう数も２つに限
らずそれ以上であってもよい。
ックス走査方式、セクタ走査方式等の全てのものに適用
することができ、また、同時受信を行なう数も２つに限
らずそれ以上であってもよい。
［発明の効果］
以上詳述した本発明によれば、被検体から反射されたエ
コー信号から複数の異なる受信エコー信号を得る際、得
られる走査時間の時相差を均一にすることができるので
、診断上良好な血流分布像を表示できる超音波血流イメ
ージング装置を提供することができる。また、一つの送
信ビームから得られる複数の走査線の指向性はそれぞれ
異なっており、このため従来の画像では不均一な画像が
構成されるようになっていたが、本発明によれば、これ
ら複数の異なる指向性のデータを利用して一連の走査線
データとしているため、自然なデータを得ることができ
る。
コー信号から複数の異なる受信エコー信号を得る際、得
られる走査時間の時相差を均一にすることができるので
、診断上良好な血流分布像を表示できる超音波血流イメ
ージング装置を提供することができる。また、一つの送
信ビームから得られる複数の走査線の指向性はそれぞれ
異なっており、このため従来の画像では不均一な画像が
構成されるようになっていたが、本発明によれば、これ
ら複数の異なる指向性のデータを利用して一連の走査線
データとしているため、自然なデータを得ることができ
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
本発明の詳細な説明するための図、第３図は従来装置の
問題点を説明するための図、第４図は従来例の走査パタ
ーン図、第５図は従来装置のブロック図である。 １・・・アレイプローブ、 １−１乃至１−Ｍ・・・振動子、２・・・送受信系、４
−１．４−２・・・Ｂモード処理系、５−１．５−２・
・・Ｄモード処理系、６・・・表示系。 、Ｉｔ７）レス （２１１２３（４） ５ （６） ７ （８）
９ （１０） Ｉｔ （１２１１３（１４１
−−ｆｍａｘ第２図 第３図
本発明の詳細な説明するための図、第３図は従来装置の
問題点を説明するための図、第４図は従来例の走査パタ
ーン図、第５図は従来装置のブロック図である。 １・・・アレイプローブ、 １−１乃至１−Ｍ・・・振動子、２・・・送受信系、４
−１．４−２・・・Ｂモード処理系、５−１．５−２・
・・Ｄモード処理系、６・・・表示系。 、Ｉｔ７）レス （２１１２３（４） ５ （６） ７ （８）
９ （１０） Ｉｔ （１２１１３（１４１
−−ｆｍａｘ第２図 第３図
Claims (1)
- 超音波走査方向に沿って配列された複数の超音波振動子
と、少なくとも２以上の異なる受信指向特性を有する受
信信号合成部を有し、単一の超音波送信毎に各受信信号
合成部から複数の異なる受信エコー信号を得る送受信制
御系を備え、同一方向に複数回送受信し、その反射成分
をサンプリングし、各サンプル点毎にドプラ偏移データ
を求めて前記被検体の血流分布像を形成し、これを表示
して診断に供するようにした超音波血流イメージング装
置において、１組の送受信ビームから得られる複数の走
査線のうち一つと空間的に異なり時間的に連続する１組
の複数の送受信ビームから得られる走査線のうちの一つ
が一致するように送受信ビームを制御して同一方向で送
受信する回数をドプラ偏移データを得るために必要な回
数より減らし、これらの一致した走査線に対応するデー
タを一つの走査線からの連続データとしてドプラ偏移デ
ータを求める制御手段を設けたことを特徴とする超音波
血流イメージング装置。
Priority Applications (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP1129340A JPH02307436A (ja) | 1989-05-23 | 1989-05-23 | 超音波血流イメージング装置 |
| US07/526,896 US5083567A (en) | 1989-05-23 | 1990-05-22 | Method and system for controlling ultrasound scan sequence in Doppler signal detection |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP1129340A JPH02307436A (ja) | 1989-05-23 | 1989-05-23 | 超音波血流イメージング装置 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH02307436A true JPH02307436A (ja) | 1990-12-20 |
Family
ID=15007189
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP1129340A Pending JPH02307436A (ja) | 1989-05-23 | 1989-05-23 | 超音波血流イメージング装置 |
Country Status (2)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5083567A (ja) |
| JP (1) | JPH02307436A (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH04111312U (ja) * | 1991-03-18 | 1992-09-28 | 横河メデイカルシステム株式会社 | 超音波診断装置 |
Families Citing this family (13)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP3144819B2 (ja) * | 1991-04-17 | 2001-03-12 | 株式会社東芝 | 超音波診断装置 |
| GB2268806B (en) * | 1992-07-14 | 1997-02-26 | Intravascular Res Ltd | Methods and apparatus for the examination and treatment of internal organs |
| US5555514A (en) * | 1992-07-20 | 1996-09-10 | Ge Yokogawa Medical Systems, Limited | Method of and apparatus for generating doppler sounds |
| US5732706A (en) * | 1996-03-22 | 1998-03-31 | Lockheed Martin Ir Imaging Systems, Inc. | Ultrasonic array with attenuating electrical interconnects |
| US5865749A (en) * | 1996-11-07 | 1999-02-02 | Data Sciences International, Inc. | Blood flow meter apparatus and method of use |
| US6626838B2 (en) | 1996-11-07 | 2003-09-30 | Transoma Medical, Inc. | Blood flow meter apparatus and method of use |
| US6196972B1 (en) * | 1998-11-11 | 2001-03-06 | Spentech, Inc. | Doppler ultrasound method and apparatus for monitoring blood flow |
| US6179781B1 (en) * | 1999-03-31 | 2001-01-30 | Acuson Corporation | Medical diagnostic ultrasound method and apparatus for improving doppler processing |
| US6210334B1 (en) * | 1999-03-31 | 2001-04-03 | Acuson Corporation | Medical diagnostic ultrasound method and apparatus for harmonic detection using doppler processing |
| JP3986866B2 (ja) * | 2002-03-29 | 2007-10-03 | 松下電器産業株式会社 | 画像処理装置及び超音波診断装置 |
| US7128713B2 (en) * | 2003-07-10 | 2006-10-31 | Spentech, Inc. | Doppler ultrasound method and apparatus for monitoring blood flow and hemodynamics |
| US7771358B2 (en) * | 2005-05-20 | 2010-08-10 | Spentech, Inc. | System and method for grading microemboli monitored by a multi-gate doppler ultrasound system |
| US8162837B2 (en) * | 2005-06-13 | 2012-04-24 | Spentech, Inc. | Medical doppler ultrasound system for locating and tracking blood flow |
Family Cites Families (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS63143039A (ja) * | 1986-12-05 | 1988-06-15 | 株式会社東芝 | 超音波診断装置 |
| JP2557410B2 (ja) * | 1987-09-22 | 1996-11-27 | 株式会社東芝 | 超音波ドプラ血流イメージング装置 |
| US5014710A (en) * | 1988-09-13 | 1991-05-14 | Acuson Corporation | Steered linear color doppler imaging |
-
1989
- 1989-05-23 JP JP1129340A patent/JPH02307436A/ja active Pending
-
1990
- 1990-05-22 US US07/526,896 patent/US5083567A/en not_active Expired - Lifetime
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH04111312U (ja) * | 1991-03-18 | 1992-09-28 | 横河メデイカルシステム株式会社 | 超音波診断装置 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| US5083567A (en) | 1992-01-28 |
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