JPH0390139A - Ultrasonic measuring device with echo of blood flow as reference - Google Patents
Ultrasonic measuring device with echo of blood flow as referenceInfo
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Abstract
Description
【発明の詳細な説明】
［産業上の利用分野］
この発明は、血流ドプラ信号を参照信号として、血流周
辺の組織のエコー強度又は該組織までの減衰を計測する
超音波計測装置に関するものである。[Detailed Description of the Invention] [Industrial Application Field] The present invention relates to an ultrasonic measuring device that measures the echo intensity of tissue around blood flow or the attenuation to the tissue using a blood flow Doppler signal as a reference signal. It is.
［従来の技術］
従来血流のエコーレベルを参照信号として、血流周辺の
組織のエコー強度、又は該組織までの減衰を計測する技
術の公知文献としては、例えば（１）、第５２回日本超
音波医学会講演論文集、昭８３−６．５２−２００、“
血流ドプラ信号を参照信号とする組織散乱・減衰のｉｎ
ｖ１ｖｏ推定法”中山はか、ｐ、！９〜４００ 、（
２） 、第５３回日本超音波医学会講演論文集、昭８８
−１１ 、５３Ｐ３−３、“血流ドプラ信号を参照信号
とする組織散乱・減衰のｉｎ ｖｌｖｏ推定法推定法域
はか、り、３１〜３２、がある。[Prior Art] Conventionally known documents on techniques for measuring the echo intensity of tissues surrounding blood flow or the attenuation to the tissue using the echo level of blood flow as a reference signal include (1), 52nd Japan Proceedings of the Society of Ultrasonics in Medicine, 1983-6.52-200, “
In of tissue scattering and attenuation using blood flow Doppler signal as reference signal
v1vo estimation method” Haka Nakayama, p,!9~400, (
2), Proceedings of the 53rd Japanese Society of Ultrasound in Medicine, 1988
-11, 53P3-3, "The in-vlvo estimation method for tissue scattering and attenuation using blood flow Doppler signals as reference signals. There are 31-32.
上記文献によれば、血流からのドプラ信号強度を基準と
して組織の散乱特性及び減衰特性を定量的に推定する方
法を提案している。また超音波トランスデユーサの音場
周波数特性をあらかじめ測定しておく場合は勿論、そう
でない場合にも単純な方法で測定できるとしている。According to the above-mentioned literature, a method is proposed for quantitatively estimating the scattering characteristics and attenuation characteristics of a tissue based on the Doppler signal intensity from blood flow. Furthermore, it is possible to use a simple method to measure the sound field frequency characteristics of an ultrasonic transducer, whether or not the sound field frequency characteristics have been measured in advance.
しかし上記測定法においては、基準信号とねる血流のエ
コーレベルの計測が実際には正確に行われにくいという
問題を含んでいる。However, the above measurement method has a problem in that it is difficult to accurately measure the reference signal and the echo level of the flowing blood flow.
［発明が解決しようとする課題］
上記文献に開示されたような従来の血流エコーレベルを
基準として組織の散乱特性及び減衰特性を定量的に求め
る方法においては、ドプラ信号としての血流エコーレベ
ルを正確に規定するために、超音波ビームの計測対象で
あるサンプルボリューム（以下Ｓｖという）の位置を完
全に血管内に入れてしまう必要がある。即ち血液の粘性
により血管の中心は速く、血管壁付近は遅く流れ、一般
に血流は血管内を層流の速度分布により流れる。従って
超音波ドプラにより血流速度を正確に計測するには、超
音波ビームの計測対象である、ある広がりを持つＳｖの
位置は完全に血管内（好ましくは血管の中心部）入るよ
うにする必要がある。これは超音波ビームのＳｖが完全
に血管内の位置のときに、超音波計測システムのレスポ
ンス、即ち距離に対する血流固有のエコーレベルが正し
く再現されるからである。[Problems to be Solved by the Invention] In the conventional method of quantitatively determining the scattering characteristics and attenuation characteristics of a tissue based on the blood flow echo level as disclosed in the above-mentioned document, the blood flow echo level as a Doppler signal is In order to accurately define the sample volume (hereinafter referred to as Sv), which is the measurement target of the ultrasound beam, it is necessary to completely place it within the blood vessel. That is, due to the viscosity of blood, blood flows quickly in the center of the blood vessel and slowly near the blood vessel wall, and generally blood flows within the blood vessel with a laminar velocity distribution. Therefore, in order to accurately measure blood flow velocity using Doppler ultrasound, the position of Sv with a certain spread, which is the measurement target of the ultrasound beam, must be completely within the blood vessel (preferably the center of the blood vessel). There is. This is because when the Sv of the ultrasonic beam is completely located within the blood vessel, the response of the ultrasonic measurement system, that is, the echo level specific to blood flow relative to distance, is correctly reproduced.
しかし実際に組織のいたるところで中程度から太い血管
を求め、ＳＶの位置を完全に血管内に入れてしまうこと
は困難であるという問題点がある。However, there is a problem in that it is difficult to actually find medium to large blood vessels throughout the tissue and to position the SV completely within the blood vessels.
この発明は、かかる問題点を解決するためになされたも
ので、血流のエコーレベルを測定する際にＳｖの位置を
完全に血管内に入れてしまはなくとも正しく計測ができ
る血流のエコーを基準とした超音波計測装置を得ること
を目的とする。This invention was made in order to solve this problem, and when measuring the echo level of blood flow, it is possible to accurately measure the echo level of blood flow even if the position of Sv does not completely enter the blood vessel. The purpose is to obtain an ultrasonic measuring device based on
［課題を解決するための手段］
この発明に係る血流のエコーを基準とした超音波計測装
置は、超音波ドプラを用いて得られた血流のエコーレベ
ルを基準として血流周辺の組織のエコー強度又は該組織
までの減衰を計測する装置において、計測対象の血管を
十分にカバーする範囲にサンプルボリュームを設定する
サンプルボリューム設定手段と、超音波Ｂモード画像よ
り得られる前記計測対象の血管の管径及び組織のエコー
レベルから、前記サンプルボリューム内の血流の瞬時体
積を算出する血流体積算出手段と、前記サンプルボリュ
ーム内の血流ドプラ信号のパワーを算出し、該算出値を
サンプルボリュームの有効体積で除算し、単位体積当り
の血流ドプラ信号のパワーを算出するパワー算出手段と
、計測対象の血流周辺組織までに減衰が無い場合の固有
感度をあらかじめ較正しておき、前記パワー算出手段よ
り算出されたパワー値を前記固有感度で除算して、前記
血流周辺組織までの減衰量を算出する減衰量算出手段と
を有するものである。[Means for Solving the Problems] An ultrasonic measuring device based on echoes of blood flow according to the present invention measures tissue surrounding blood flow based on the echo level of blood flow obtained using ultrasonic Doppler. In an apparatus for measuring echo intensity or attenuation to the tissue, a sample volume setting means for setting a sample volume in a range that sufficiently covers a blood vessel to be measured, and a sample volume setting means for setting a sample volume to a range that sufficiently covers the blood vessel to be measured, and a sample volume setting means for setting a sample volume to a range that sufficiently covers the blood vessel to be measured; a blood flow volume calculation means for calculating an instantaneous volume of blood flow within the sample volume from the tube diameter and tissue echo level; The power calculation means for calculating the power of the blood flow Doppler signal per unit volume by dividing by the effective volume of and attenuation amount calculation means for dividing the power value calculated by the calculation means by the specific sensitivity to calculate the amount of attenuation to tissues surrounding the blood flow.
［作用］
この発明においては、超音波ドプラを用いて得られた血
流のエコーレベルを基準として血流周辺の組織のエコー
強度又は該組織までの減衰を計測する装置において、サ
ンプルボリューム設定手段、血流体積算出手段、パワー
算出手段及び減衰量算出手段とを有し、サンプルボリュ
ーム設定手段は計測対象の血管を十分にカバーする範囲
にサンプルボリュームを設定し、血流体積算出手段は超
音波Ｂモード画像より得られる前記計測対象の血管の管
径及び組織のエコーレベルから、前記サンプルボリュー
ム内の血流の瞬時体積を算出する。パワー算出手段は前
記サンプルボリューム内の血流ドプラ信号のパワーを算
出し、該算出値をサンプルボリュームの有効体積で除算
し、単位体積当りの血流ドプラ信号のパワーを算出し、
減衰量算出手段は計測対象の血流周辺組織までに減衰が
無い場合の固有感度をあらかじめ較正しておき、前記パ
ワー算出手段より算出されたパワー値を前記固有感度で
除算して、前記血流周辺組織までの減衰量を算出する。[Function] In the present invention, in an apparatus that measures the echo intensity of a tissue surrounding a blood flow or the attenuation to the tissue based on the echo level of a blood flow obtained using ultrasonic Doppler, a sample volume setting means, It has a blood flow volume calculation means, a power calculation means, and an attenuation amount calculation means, the sample volume setting means sets the sample volume in a range that sufficiently covers the blood vessel to be measured, and the blood flow volume calculation means sets the sample volume to a range that sufficiently covers the blood vessel to be measured. The instantaneous volume of blood flow within the sample volume is calculated from the diameter of the blood vessel to be measured and the tissue echo level obtained from the mode image. The power calculation means calculates the power of the blood flow Doppler signal within the sample volume, divides the calculated value by the effective volume of the sample volume, and calculates the power of the blood flow Doppler signal per unit volume,
The attenuation calculation means calibrates in advance the inherent sensitivity when there is no attenuation in the tissue surrounding the blood flow to be measured, and divides the power value calculated by the power calculation means by the inherent sensitivity to determine the blood flow. Calculate the amount of attenuation to surrounding tissue.
［実施例コ
第１図はこの発明の一実施例を示す超音波診断装置のブ
ロック図である。同図において、１は送波トリガ信号の
入力毎に送信波形を発生する波形発生器、２はＮ個（例
えば６４個）の振動子を駆動するタイミングを制御して
体内の所望の位置にビームホーカスを生成する送波ビー
ムフォーマ−であり、例えばＮ個の遅延素子の遅延時間
を可変制御するものでよい。３は送波回路で、探触子４
１；含まれるＮ個の振動子をそれぞれ個別に駆動し、超
音波を送波せしめる回路である。４は超音波の送受波を
行う探触子で、内部に例えばＮ個のアレイ状に配列され
た振動子を含む。５は受波回路で、探触子４からのＮチ
ャネルの受波信号をそれぞれ個別に増巾して出力する。[Embodiment] FIG. 1 is a block diagram of an ultrasonic diagnostic apparatus showing an embodiment of the present invention. In the figure, 1 is a waveform generator that generates a transmission waveform every time a transmission trigger signal is input, and 2 is a waveform generator that controls the timing of driving N (for example, 64) transducers to direct the beam to a desired position in the body. This is a transmission beamformer that generates a focus, and may be one that variably controls the delay time of N delay elements, for example. 3 is a transmitting circuit, and probe 4
1: A circuit that individually drives each of the included N transducers to transmit ultrasonic waves. Reference numeral 4 denotes a probe that transmits and receives ultrasonic waves, and includes, for example, N transducers arranged in an array inside. Reference numeral 5 denotes a wave receiving circuit that individually amplifies and outputs the N-channel received signals from the probe 4.
６は受波ビームフォーマ−であり、Ｎチャネルの入力信
号にそれぞれ所定の遅延時間を与えて加算合成すること
により、所望の位置からのエコー信号を得るものである
。Reference numeral 6 denotes a reception beamformer, which obtains an echo signal from a desired position by adding and combining the input signals of N channels by giving a predetermined delay time to each input signal.
７はＢモード用信号処理部であり、例えばリニア走査や
セクタ走査等により得られたエコーをＢモード表示でき
るように信号処理し、表示用メモリ部１５に出力するも
のである。８はＡモード用信号処理部、９はドプラ用信
号処理部であり、血流エコーからのドプラシフト周波数
を検出するための信号処理を行う。１１はＦＦＴ （高
速フーリエ変換）処理部であり、ＦＦＴスペクトラム検
出等の処理を行う。１２は増巾器であり、入力するドプ
ラ周波数を増巾し、スピーカ１３を駆動する。１４は本
発明に固有なパワー計測部であり、血流ドプラ信号のレ
ベルを２乗し、パワー（電力）を計測する（、１５は表
示用メモリ部であり、一般にＤＳＣ（デジタルスキャン
コンバータ）とも呼ばれる。１ＢはＣＲＴ表示器、１７
も本発明に固有なエコーレベル計測部であり、表示用メ
モリ部１５に記憶される血流周辺組織のエコーのレベル
計測を行う。工８も本発明に固有な管径計測部であり、
表示用メモリ部１５に記憶される血管の輪郭より血管の
管径を計測する。Reference numeral 7 denotes a B-mode signal processing section, which processes echoes obtained by, for example, linear scanning or sector scanning so that they can be displayed in B-mode, and outputs them to the display memory section 15. 8 is an A-mode signal processing section, and 9 is a Doppler signal processing section, which performs signal processing for detecting a Doppler shift frequency from blood flow echoes. Reference numeral 11 denotes an FFT (fast Fourier transform) processing section, which performs processing such as FFT spectrum detection. Reference numeral 12 denotes an amplifier, which amplifies the input Doppler frequency and drives the speaker 13. 14 is a power measurement unit unique to the present invention, which squares the level of the blood flow Doppler signal and measures the power (15 is a display memory unit, which is also generally referred to as a DSC (digital scan converter)). 1B is a CRT display, 17
This is also an echo level measuring section unique to the present invention, and measures the level of echoes of tissues surrounding the blood flow stored in the display memory section 15. Step 8 is also a pipe diameter measuring section unique to the present invention,
The diameter of the blood vessel is measured from the outline of the blood vessel stored in the display memory section 15.
１９も本発明に固有な比較利用部であり、前記管径、エ
コーレベル及びパワーの計測値の比較、演算を行う部分
である。A comparison section 19 is also unique to the present invention, and is a section that compares and calculates the measured values of the tube diameter, echo level, and power.
第２図（ａ） 、（ｂ）及び（ｃ）は′１ｓ１図の動作
の説明をするための説明図であり、同図（ａ）は超音波
ビームと血管の位置関係を示す説明図、同図（ｂ）は（
ａ）の部分的拡大図、同図（Ｃ）は、エコーレベル及び
レンジゲートの波形図である。FIGS. 2(a), (b), and (c) are explanatory diagrams for explaining the operation of the '1s1 diagram, and FIG. 2(a) is an explanatory diagram showing the positional relationship between the ultrasound beam and the blood vessel; Figure (b) is (
A partially enlarged view of a), and (C) of the same figure is a waveform diagram of the echo level and range gate.
第２図（ａ）〜（ｃ）を参照し、第１図の動作を説明す
る。まず第１図は一般的な超音波Ｂモード及びドプラ診
断装置に、本発明に係る１４及び１７〜１９の機器を付
加した構成となっている。波形発生器１は送信トリガ信
号が入力される度に送信波形を発生するが、通常はパル
ス波又はバースト波を発生し、送波ビームフォーマ−２
へ供給する。送波ビームフォーマ−２はＢモード計測時
には細い超音波ビームを、ドプラ計測時には太い超音波
ビームを形成するように動作する。この超音波ビームを
形成するため送波ビームフォーマ−２は波形発生器１か
らの入力信号よりＮ個（例えば６４個）の振動子を駆動
するタイミングを制御して体内の所定位置に所望のビー
ムホーカスを生成する信号を発生する。送波回路３は入
力するビームフォーミング信号により探触子４に含まれ
るＮ個（前例で６４個）の振動子をそれぞれ個別に駆動
する。探触子４は送波回路３からの駆動信号により超音
波ビームを被検体く本例では生体）内部に送波し、被検
体内部より反射される超音波を受波して受波回路５に供
給する。受波回路５は探触子４から人力されるＮチャネ
ルの受波信号をそれぞれ個別に増巾する。受波ビームフ
ォーマ−６は受波回路５からのＮチャネルの入力信号に
それぞれ所定の遅延時間を与えて加算合成することによ
り、所望の位置力らのエコー信号を出力する。このエコ
ー信号がＢモード計測のときはＢモード信号処理部７に
、またドプラ計測のときにはドプラ用信号処理部９へ供
給きれる。第２図（ａ）は、探触子４から送出される超
音波ビームが生体中の血管と交差し、その血管を含むレ
ンジ範囲にレンジゲートが設定されている状態を示して
いる。また第２図（ｂ）は、同図（ａ）の血管に超音波
ビームが交差する部分の拡大図である。同図（Ｃ）には
、超音波を送波して時間Ｔ経過後に設定された時間幅Δ
Ｔのレンジゲートと、超音波を送波後の受信エコーレベ
ル（−般にｄＢ表示が多い）と、超音波ビームの前記レ
ンジゲート内に捕捉された時間幅Ｗの血管の管径のそれ
ぞれの波形が示されている。第１図のレンジゲート指定
部１０は第２図（Ｃ）に示されるようなレンジゲート信
号をドプラ信号処理部９に供給する。The operation of FIG. 1 will be explained with reference to FIGS. 2(a) to 2(c). First, FIG. 1 shows a configuration in which devices 14 and 17 to 19 according to the present invention are added to a general ultrasound B-mode and Doppler diagnostic device. The waveform generator 1 generates a transmission waveform every time a transmission trigger signal is input, but normally it generates a pulse wave or a burst wave, and the transmission beamformer 2 generates a transmission waveform.
supply to The transmission beam former 2 operates to form a thin ultrasonic beam during B-mode measurement and to form a thick ultrasonic beam during Doppler measurement. In order to form this ultrasonic beam, the transmitting beamformer 2 controls the timing of driving N (for example, 64) transducers based on the input signal from the waveform generator 1 to direct the desired beam to a predetermined position in the body. Generates a signal that generates focus. The wave transmitting circuit 3 individually drives N (64 in the example) vibrators included in the probe 4 using the input beamforming signal. The probe 4 transmits an ultrasonic beam into the inside of the subject (in this example, a living body) according to the drive signal from the wave transmitting circuit 3, and receives the ultrasonic waves reflected from inside the subject, and sends the ultrasonic beam to the receiving circuit 5. supply to. The wave receiving circuit 5 individually amplifies the N-channel received signals manually input from the probe 4. The receiving beamformer 6 outputs an echo signal of a desired positional force by adding and combining the N-channel input signals from the receiving circuit 5 by giving a predetermined delay time to each signal. This echo signal can be supplied to the B-mode signal processing section 7 during B-mode measurement, and to the Doppler signal processing section 9 during Doppler measurement. FIG. 2(a) shows a state in which the ultrasonic beam sent out from the probe 4 intersects a blood vessel in a living body, and a range gate is set in a range range that includes the blood vessel. Further, FIG. 2(b) is an enlarged view of the portion where the ultrasound beam intersects the blood vessel in FIG. 2(a). In the same figure (C), the time width Δ set after time T has elapsed after transmitting the ultrasonic wave is shown.
The range gate of T, the received echo level after transmitting the ultrasound (generally expressed in dB), and the tube diameter of the blood vessel with a time width W captured within the range gate of the ultrasound beam. Waveforms are shown. The range gate specifying section 10 in FIG. 1 supplies a range gate signal as shown in FIG. 2(C) to the Doppler signal processing section 9.
ドプラ用信号処理部９は、受波ビームフォーマ−６から
入力するエコー信号よりレンジゲート内の信号を選択し
、その送信周波数と受信周波数の差である血流（血管内
の血球の流れ）に起因するドプラ周波数信号を検出し、
これをＦＦＴ処理部１１、増巾器１２及びパワー計測部
ｔ４へ供給する。ＦＦＴ処理部１ｉは入力信号を高速フ
ーリエ変換して周波数分析を行い、血流速度を算出し、
この速度に対応したカラー表示データとして表示用メモ
リ部１５へ供給する。Ｂモード用信号処理部７は入力す
るエコー信号より断層画像データを作威し、表示用メモ
リ部１５に供給する。表示用メモリ部１５はＢモード断
層画像に血流のカラー画像を重畳してＣＲＴ表示器１８
に表示する。また、ドプラ用信号処理部９よりＡモード
用信号処理部８を介した信号を表示用メモリ部１５に供
給することにより第２図（Ｃ）の如きＡモード波形をＣ
Ｒ７表示器１Ｂに表示させるこεも可能である。増巾器
１２は入力するドプラ周波数を増巾し、スピーカ１８を
駆動して音響信号を発生する。The Doppler signal processing unit 9 selects the signal within the range gate from the echo signals input from the receiving beamformer 6, and calculates the difference between the transmitting frequency and the receiving frequency, that is, the blood flow (flow of blood cells in blood vessels). Detects the Doppler frequency signal caused by
This is supplied to the FFT processing section 11, amplifier 12, and power measurement section t4. The FFT processing unit 1i fast Fourier transforms the input signal, performs frequency analysis, calculates blood flow velocity,
It is supplied to the display memory section 15 as color display data corresponding to this speed. The B-mode signal processing unit 7 generates tomographic image data from the input echo signal and supplies it to the display memory unit 15. The display memory unit 15 superimposes the color image of blood flow on the B-mode tomographic image and displays it on the CRT display 18.
to be displayed. Also, by supplying the signal from the Doppler signal processing section 9 via the A-mode signal processing section 8 to the display memory section 15, the A-mode waveform as shown in FIG.
It is also possible to display ε on the R7 display 1B. Amplifier 12 amplifies the input Doppler frequency and drives speaker 18 to generate an acoustic signal.
以上は一般的な超音波診断装置の動作であるが、本発明
はさらに次の手順により以下の動作を行う。The above is the operation of a general ultrasonic diagnostic apparatus, but the present invention further performs the following operation according to the following procedure.
（１）ＣＲ７表示器１Ｂに表示されたＢモード（又はＣ
モード）画像より目的とする血管の観測に係るスライス
断面の断面積とスライス厚さを乗算してサンプルボリュ
ーム（Ｓ Ｖ）内における血管の有効体積を求める。こ
の算出手法は例えば、成る小領域の所定のレベル以下の
ビクセル（又はボクセル）数を計数すること等により行
われる。(1) B mode (or C mode displayed on CR7 display 1B)
Mode) The effective volume of the blood vessel within the sample volume (SV) is determined by multiplying the cross-sectional area of the slice cross-section related to the observation of the target blood vessel from the image by the slice thickness. This calculation method is performed, for example, by counting the number of vixels (or voxels) below a predetermined level in the small region.
管径計測部１８はＢモード画像より上記算出に必要な血
管の管径を計測し、エコーレベル計測部１７はＢモード
画像より観測に係る組織（本例では生体）のエコーレベ
ルを計測し、それぞれ比較利用部１９に供給する。比較
利用部１９は前記血管の有効体積の算出を行う。The tube diameter measurement section 18 measures the tube diameter of the blood vessel necessary for the above calculation from the B-mode image, and the echo level measurement section 17 measures the echo level of the tissue (in this example, a living body) related to observation from the B-mode image. Each is supplied to the comparison usage section 19. The comparison/utilization unit 19 calculates the effective volume of the blood vessel.
（２）上記Ｓｖは観測に係る血管が十分にカバーするよ
うにパルスドプラ（又はＣＷドプラ）のＳｖ（又は断面
積）を設定する。このＳＶの設定はレンジゲート指定部
１０により行う。(2) The Sv (or cross-sectional area) of pulsed Doppler (or CW Doppler) is set so that the blood vessel involved in observation is sufficiently covered. This SV setting is performed by the range gate designation section 10.
（３）上記の如く設定したＳｖからの血流のドプラｉ号
のパワーを算出する。このパワーの算出はパワー計測部
１４がドプラ信号レベルを２乗することにより行う。(3) Calculate the Doppler i power of the blood flow from Sv set as above. This power calculation is performed by the power measurement unit 14 by squaring the Doppler signal level.
（４〉上記血流のドプラ信号のパワーをＳＶの有効体積
（例えば超音波ビームプロファイルが既知として、有効
区間の長さとビームの太さを乗算して有効体積を求めて
もよい。）で除算し、単位体積当りの血流ドプラ信号の
パワーを算出する。この算出されたパワーは、元来血球
の数又は量を意味するから、高々ヘマトクリット値（血
液のなかで赤血球が占める容積の割合）に依存するのみ
で、その他のパラメータには依存し難い。また上記演算
は比較利用部１９に行われる。(4> Divide the power of the Doppler signal of the blood flow by the effective volume of the SV (for example, assuming the ultrasound beam profile is known, the effective volume may be obtained by multiplying the length of the effective section and the thickness of the beam.) Then, calculate the power of the blood flow Doppler signal per unit volume.Since this calculated power originally means the number or amount of blood cells, it is at most the hematocrit value (the percentage of the volume occupied by red blood cells in the blood). The above calculation is performed by the comparison usage section 19.
（５）上記（２）により設定されたＳｖにおける本装置
の血流に対する固有の感度、即ち同一距離の設定条件に
おいて、途中のパワーロス（減衰）が無い場合に受信さ
れるべきパワーレベルを、別途水中で較正又はδ９ｊ定
してあらかじめ算出しておく。(5) Separately determine the inherent sensitivity of this device to the blood flow at Sv set in (2) above, that is, the power level that should be received when there is no power loss (attenuation) on the way under the same distance setting condition. Calibrate or determine δ9j underwater and calculate in advance.
そして（４〉で算出された単位体積当りの血流ドプラ信
号のパワーを前記途中のロスが無い場合の固有の感度で
除算することにより、所望の距離までの減衰量が算出で
きる。この減衰量の算出も比較利用部１９が行う。Then, by dividing the power of the blood flow Doppler signal per unit volume calculated in (4) by the inherent sensitivity when there is no intermediate loss, the amount of attenuation up to the desired distance can be calculated. This amount of attenuation The comparison/utilization unit 19 also calculates.
また上記実施例においては、Ｂモード画像から血管の管
径と、組織のエコーレベルを計測する方法として、管腔
と思われる部分の所定レベル以下のビクセル数を計数す
る例を示したが、人口知能（ＡＩ）を用いて輪郭の認識
、ビクセル値の計測等をすべて自動的に行うようにして
もよい。In addition, in the above embodiment, as a method for measuring the diameter of a blood vessel and the echo level of a tissue from a B-mode image, an example was shown in which the number of vixels below a predetermined level in a portion that is considered to be a lumen was counted. Intelligence (AI) may be used to automatically perform contour recognition, measurement of pixel values, etc.
また本発明の計測を有効に行うためには、ドプラ計測の
ときの超音波ビームを、Ｂモード計測の場合の同ビーム
よりも太くしておくことが必要である。これは分解能の
よいＢモード画像を得るための細い超音波ビームと、血
流のドプラ計測を行うための太い超音波ビームとの相違
のためである。Furthermore, in order to effectively carry out the measurement of the present invention, it is necessary to make the ultrasonic beam for Doppler measurement thicker than the same beam for B-mode measurement. This is due to the difference between a thin ultrasound beam for obtaining a B-mode image with good resolution and a thick ultrasound beam for performing Doppler measurement of blood flow.
［発明の効果］
以上のようにこの発明によれば、血流の工０−レベルを
計測する際にＳｖの位置を完全に血管内に入れてしまは
なくとも、血管を十分にカバーする範囲にＳＶを設定し
、ＳＶ内の血流の瞬時体積と、単位体積当りの血流ドプ
ラ信号のパワーと、血流周辺組織までの固有感度とから
、該組織までの減衰量が算出できるので、太い血管のみ
ならず細い血管の血流エコーを基準とした超音波計測も
できるようにしたので、従来よりも生体組織の多くの部
分での計測又は診断が可能となる効果が得られる。[Effects of the Invention] As described above, according to the present invention, when measuring the 0-level of blood flow, even if the position of Sv is not completely inside the blood vessel, the range that sufficiently covers the blood vessel can be adjusted. By setting the SV at Since ultrasonic measurements can be performed based on blood flow echoes of not only large blood vessels but also small blood vessels, it is possible to perform measurement or diagnosis in more parts of living tissue than before.
第１図はこの発明の一実施例を示す超音波診断装置のブ
ロック図、第２図（ａ） 、（ｂ）及び（Ｃ）は第１図
の動作を説明するための説明図である。
図において、１は波形発生器、２は送波ビームフォーマ
−３は送波回路、４は探触子、５は受波回路、６は受波
ビームフォーマ−７はＢモード用信号処理部、８はＡモ
ード用信号処理部、９はドプラ用信号処理部、１０はレ
ンジゲート指定部、１１はＦＦＴ処理部、１２は増巾器
、１３はスピーカ、１４はパワー計測部、１５は表示用
メモリ部、１６はＣＲＴ表示器、
１７はエコーレベル計測部、
１８は管径
計測部、
１９は比較利用部である。FIG. 1 is a block diagram of an ultrasonic diagnostic apparatus showing an embodiment of the present invention, and FIGS. 2(a), (b), and (C) are explanatory diagrams for explaining the operation of FIG. 1. In the figure, 1 is a waveform generator, 2 is a transmitting beamformer, 3 is a transmitting circuit, 4 is a probe, 5 is a receiving circuit, 6 is a receiving beamformer, 7 is a B-mode signal processing unit, 8 is a signal processing section for A mode, 9 is a signal processing section for Doppler, 10 is a range gate specification section, 11 is an FFT processing section, 12 is an amplifier, 13 is a speaker, 14 is a power measurement section, 15 is for display 16 is a CRT display; 17 is an echo level measuring section; 18 is a tube diameter measuring section; and 19 is a comparison/use section.
Claims (1)
準として、血流周辺の組織のエコー強度又は該組織まで
の減衰を計測する装置において、計測対象の血管を十分
にカバーする範囲にサンプルボリュームを設定するサン
プルボリューム設定手段と、 超音波Ｂモード画像より得られる前記計測対象の血管の
管径及び組織のエコーレベルから、前記サンプルボリュ
ーム内の血流の瞬時体積を算出する血流体積算出手段と
、 前記サンプルボリューム内の血流ドプラ信号のパワーを
算出し、該算出値をサンプルボリュームの有効体積で除
算し、単位体積当りの血流ドプラ信号のパワーを算出す
るパワー算出手段と、計測対象の血流周辺組織までに減
衰が無い場合の固有感度をあらかじめ較正しておき、前
記パワー算出手段より算出されたパワー値を前記固有感
度で除算して、前記血流周辺組織までの減衰を算出する
減衰量算出手段とを有することを特徴とする血流のエコ
ーを基準とした超音波計測装置。[Claims] In an apparatus that measures the echo intensity of tissues surrounding blood flow or the attenuation to the tissue based on the echo level of blood flow obtained using ultrasonic Doppler, a sample volume setting means for setting a sample volume in a range covering A blood flow volume calculating means for calculating, calculating the power of the blood flow Doppler signal within the sample volume, dividing the calculated value by the effective volume of the sample volume, and calculating the power of the blood flow Doppler signal per unit volume. The power calculation means and the inherent sensitivity when there is no attenuation in the tissue surrounding the blood flow to be measured are calibrated in advance, and the power value calculated by the power calculation means is divided by the inherent sensitivity to calculate the blood flow. 1. An ultrasonic measuring device based on echoes of blood flow, comprising attenuation calculation means for calculating attenuation to surrounding tissue.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP22468189A JPH0390139A (en) | 1989-09-01 | 1989-09-01 | Ultrasonic measuring device with echo of blood flow as reference |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP22468189A JPH0390139A (en) | 1989-09-01 | 1989-09-01 | Ultrasonic measuring device with echo of blood flow as reference |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0390139A true JPH0390139A (en) | 1991-04-16 |
Family
ID=16817559
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP22468189A Pending JPH0390139A (en) | 1989-09-01 | 1989-09-01 | Ultrasonic measuring device with echo of blood flow as reference |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH0390139A (en) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2010115418A (en) * | 2008-11-14 | 2010-05-27 | Toshiba Corp | Ultrasonic diagnostic apparatus |
-
1989
- 1989-09-01 JP JP22468189A patent/JPH0390139A/en active Pending
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2010115418A (en) * | 2008-11-14 | 2010-05-27 | Toshiba Corp | Ultrasonic diagnostic apparatus |
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