JPH05111486A - 超音波ドプラ診断装置 - Google Patents
超音波ドプラ診断装置Info
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- JPH05111486A JPH05111486A JP27558591A JP27558591A JPH05111486A JP H05111486 A JPH05111486 A JP H05111486A JP 27558591 A JP27558591 A JP 27558591A JP 27558591 A JP27558591 A JP 27558591A JP H05111486 A JPH05111486 A JP H05111486A
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- signal
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Abstract
(57)【要約】
【目的】ウオールモーションの影響をなくし、血流等の
みを表示する。 【構成】直交検波器４の出力をＡ／Ｄ変換器７ａ，７ｂ
を介して取り込み正規化する正規化器８を設ける。正規
化により振幅情報が削除される。高域通過フィルタ９
ａ，９ｂにより正規化器８の出力の低域を減衰させ、減
衰量と周波数を対応付ける。減衰量の小さい信号を信号
選択器１０により選択して血流等の速度演算に供する。
振幅が強大なウオールモーションによるドプラ成分の影
響を排除することができ、必要な血流情報が見やすく表
示される。
みを表示する。 【構成】直交検波器４の出力をＡ／Ｄ変換器７ａ，７ｂ
を介して取り込み正規化する正規化器８を設ける。正規
化により振幅情報が削除される。高域通過フィルタ９
ａ，９ｂにより正規化器８の出力の低域を減衰させ、減
衰量と周波数を対応付ける。減衰量の小さい信号を信号
選択器１０により選択して血流等の速度演算に供する。
振幅が強大なウオールモーションによるドプラ成分の影
響を排除することができ、必要な血流情報が見やすく表
示される。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、血液等の反射体の運動
速度を検出する超音波ドプラ診断装置、特に血流を二次
元表示する二次元血流表示機能を備えた装置に関する。
速度を検出する超音波ドプラ診断装置、特に血流を二次
元表示する二次元血流表示機能を備えた装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】従来から、超音波ドプラ診断装置が医療
の分野で用いられている。この種の装置は、超音波を生
体内に送波し、反射波の周波数のドプラ偏移を検出す
る。超音波を反射する物体が血液のように移動している
物体である場合、ドプラ偏移周波数はこの反射体の速度
に依存する。すなわち、超音波ドプラ診断装置は、生体
内の移動する反射体の速度情報を得て表示し、医療のた
め有意な情報を得る装置である。
の分野で用いられている。この種の装置は、超音波を生
体内に送波し、反射波の周波数のドプラ偏移を検出す
る。超音波を反射する物体が血液のように移動している
物体である場合、ドプラ偏移周波数はこの反射体の速度
に依存する。すなわち、超音波ドプラ診断装置は、生体
内の移動する反射体の速度情報を得て表示し、医療のた
め有意な情報を得る装置である。
【０００３】また、このようにして得た情報は、医師が
直感的に理解でき、かつ、できるだけ見やすいよう表示
する必要がある。そのような表示を行うため、二次元表
示が可能な画像表示器が用いられる。
直感的に理解でき、かつ、できるだけ見やすいよう表示
する必要がある。そのような表示を行うため、二次元表
示が可能な画像表示器が用いられる。
【０００４】図６には、一従来例に係る超音波ドプラ診
断装置の構成が示されている。この装置は、本出願人に
よる特公昭６２−４４４９４号に開示されている二次元
血流映像装置とほぼ同様の構成である。
断装置の構成が示されている。この装置は、本出願人に
よる特公昭６２−４４４９４号に開示されている二次元
血流映像装置とほぼ同様の構成である。
【０００５】この装置は、生体１に当接する探触子２を
備えている。探触子２は、所定個数の圧電振動子を有し
ており、送受信器３により励振される。すなわち、送受
信器３からの所定繰返し周波数の信号に応じて探触子２
が超音波振動を発生させ、生体内の血流からの反射エコ
ーが送受信器３に電気信号として取り込まれる。
備えている。探触子２は、所定個数の圧電振動子を有し
ており、送受信器３により励振される。すなわち、送受
信器３からの所定繰返し周波数の信号に応じて探触子２
が超音波振動を発生させ、生体内の血流からの反射エコ
ーが送受信器３に電気信号として取り込まれる。
【０００６】送受信器３の出力は、直交検波器４に取り
込まれる。直交検波器４は、反射エコーを互いに９０゜
位相がずれた２種類の複素信号に変換する。このため、
互いに９０゜位相がずれた参照信号５ａ，５ｂをタイミ
ング信号発生器１２から取り込み反射エコーと混合する
ミキサ４ａ，４ｂを備えている。なお、タイミング信号
発生器１２は、送受信器３に繰返し周波数をクロックと
して与える。
込まれる。直交検波器４は、反射エコーを互いに９０゜
位相がずれた２種類の複素信号に変換する。このため、
互いに９０゜位相がずれた参照信号５ａ，５ｂをタイミ
ング信号発生器１２から取り込み反射エコーと混合する
ミキサ４ａ，４ｂを備えている。なお、タイミング信号
発生器１２は、送受信器３に繰返し周波数をクロックと
して与える。
【０００７】ミキサ４ａ，４ｂの後段には、それぞれ低
域通過フィルタ６ａ，６ｂが接続されている。ミキサ４
ａ，４ｂの出力には、反射エコーに係る電気信号と参照
信号５ａ，５ｂとの和周波数及び差周波数の成分が含ま
れているため、この従来例では、低域通過フィルタ６
ａ，６ｂにより差周波数の成分のみを取り出している。
この差周波数成分は、ドプラ偏移周波数の成分である。
域通過フィルタ６ａ，６ｂが接続されている。ミキサ４
ａ，４ｂの出力には、反射エコーに係る電気信号と参照
信号５ａ，５ｂとの和周波数及び差周波数の成分が含ま
れているため、この従来例では、低域通過フィルタ６
ａ，６ｂにより差周波数の成分のみを取り出している。
この差周波数成分は、ドプラ偏移周波数の成分である。
【０００８】直交検波器４の後段には、Ａ／Ｄ変換器７
ａ，７ｂが設けられている。このＡ／Ｄ変換器７ａ，７
ｂは、前記差周波数の成分をデジタル信号に変換する。
Ａ／Ｄ変換器７ａ，７ｂの後段に設けられている高域通
過フィルタ９ａ，９ｂは、いわゆるウオールモーション
フィルタである。ウオールモーションとは、心臓壁等の
運動をいい、この従来例の装置においては、比較的低い
周波数のドプラ偏移周波数を生じさせる。血流速度の測
定表示という目的からは、ウオールモーションによるド
プラ偏移周波数は不要であるため、この従来例では、Ａ
／Ｄ変換器７ａ，７ｂそれぞれによるＩ，Ｑベクトル出
力からドプラ偏移周波数のうち低い周波数を除去するよ
うにしている。
ａ，７ｂが設けられている。このＡ／Ｄ変換器７ａ，７
ｂは、前記差周波数の成分をデジタル信号に変換する。
Ａ／Ｄ変換器７ａ，７ｂの後段に設けられている高域通
過フィルタ９ａ，９ｂは、いわゆるウオールモーション
フィルタである。ウオールモーションとは、心臓壁等の
運動をいい、この従来例の装置においては、比較的低い
周波数のドプラ偏移周波数を生じさせる。血流速度の測
定表示という目的からは、ウオールモーションによるド
プラ偏移周波数は不要であるため、この従来例では、Ａ
／Ｄ変換器７ａ，７ｂそれぞれによるＩ，Ｑベクトル出
力からドプラ偏移周波数のうち低い周波数を除去するよ
うにしている。
【０００９】更に、この従来例では、速度演算器１１が
設けられている。速度演算器１１は、高域通過フィルタ
９ａ，９ｂのＩＦ，ＱＦベクトル出力に基づき血流の運
動速度を求め、デジタルスキャンコンバータ１４に供給
する。
設けられている。速度演算器１１は、高域通過フィルタ
９ａ，９ｂのＩＦ，ＱＦベクトル出力に基づき血流の運
動速度を求め、デジタルスキャンコンバータ１４に供給
する。
【００１０】この運動速度演算は、例えば、次のような
アルゴリズムに従って行われる。
アルゴリズムに従って行われる。
【００１１】まず、速度演算器１１は、以下の式により
Ｒ及びＩを演算する。
Ｒ及びＩを演算する。
【００１２】 Ｒ＝ｘ１ｘ２＋ｙ１ｙ２ ＝４sin 2 （２πｆｄＴ／２） cos（２πｆｄＴ） Ｉ＝ｘ２ｙ１−ｘ１ｙ２ ＝４sin 2 （２πｆｄＴ／２） sin（２πｆｄＴ） ただし、繰返し周期をＴ、ドプラ偏移周波数をｆｄ、高
域通過フィルタ９ａの出力をｘ１、高域通過フィルタ９
ｂの出力をｙ１、Ｔだけ遅延させた高域通過フィルタ９
ａの出力をｘ２、Ｔだけ遅延させた高域通過フィルタ９
ｂの出力をｙ２、としている。
域通過フィルタ９ａの出力をｘ１、高域通過フィルタ９
ｂの出力をｙ１、Ｔだけ遅延させた高域通過フィルタ９
ａの出力をｘ２、Ｔだけ遅延させた高域通過フィルタ９
ｂの出力をｙ２、としている。
【００１３】次に、このようにして求められた偏角ベク
トルＲ及びＩ（又は雑音除去のためのＲ及びＩの平均
値）に基づき、偏角tan -1（Ｉ／Ｒ）が求められる。こ
れは、例えば、Ｉ、Ｒの値と偏角の値とを対応付けるテ
ーブルを格納したＲＯＭ等を参照して実行できる。偏角
は、ドプラ偏移周波数ｆｄに比例する値となる。ドプラ
偏移周波数ｆｄは、完全にウオールモーションの影響が
除去されていれば、血流速度を表す情報となる。
トルＲ及びＩ（又は雑音除去のためのＲ及びＩの平均
値）に基づき、偏角tan -1（Ｉ／Ｒ）が求められる。こ
れは、例えば、Ｉ、Ｒの値と偏角の値とを対応付けるテ
ーブルを格納したＲＯＭ等を参照して実行できる。偏角
は、ドプラ偏移周波数ｆｄに比例する値となる。ドプラ
偏移周波数ｆｄは、完全にウオールモーションの影響が
除去されていれば、血流速度を表す情報となる。
【００１４】一方、送受信器３から出力される反射エコ
ーに係る電気信号は、検波器１３に供給される。検波器
１３は、当該信号を検波して、信号出力する。この信号
は、白黒断層画像を表しており、デジタルスキャンコン
バータ１４に供給され二次元的にマッピングされる。こ
れにより、画像表示器１５における表示が行われる。こ
こに、速度演算器１１の出力を用いることにより、血流
分布を連続的に測定しかつ表示することが可能である。
例えば、速度情報に応じて画面に着色することができ
る。
ーに係る電気信号は、検波器１３に供給される。検波器
１３は、当該信号を検波して、信号出力する。この信号
は、白黒断層画像を表しており、デジタルスキャンコン
バータ１４に供給され二次元的にマッピングされる。こ
れにより、画像表示器１５における表示が行われる。こ
こに、速度演算器１１の出力を用いることにより、血流
分布を連続的に測定しかつ表示することが可能である。
例えば、速度情報に応じて画面に着色することができ
る。
【００１５】
【発明が解決しようとする課題】しかしながら、従来の
超音波ドプラ診断装置においては、ウオールモーション
の影響が完全には除去されないという問題点があった。
これは、ウオールモーションによるドプラ成分は振幅が
強大であることによる。
超音波ドプラ診断装置においては、ウオールモーション
の影響が完全には除去されないという問題点があった。
これは、ウオールモーションによるドプラ成分は振幅が
強大であることによる。
【００１６】従って、従来の装置では、ウオールモーシ
ョンの影響が表示画像に現れることがあった。例えば、
心臓壁等の構造物が、画面上において色がついて現れる
ことがあった。このような現象は、医師にとって臨床上
不要な情報であり、極端な場合には、血流よりも目立つ
ことがある。
ョンの影響が表示画像に現れることがあった。例えば、
心臓壁等の構造物が、画面上において色がついて現れる
ことがあった。このような現象は、医師にとって臨床上
不要な情報であり、極端な場合には、血流よりも目立つ
ことがある。
【００１７】本発明は、このような問題点を解決するこ
とを課題としてなされたものであり、ウオールモーショ
ンの影響を排除し、臨床上必要な血流情報のみを表示で
きる超音波ドプラ診断装置を提供することを目的とす
る。
とを課題としてなされたものであり、ウオールモーショ
ンの影響を排除し、臨床上必要な血流情報のみを表示で
きる超音波ドプラ診断装置を提供することを目的とす
る。
【００１８】
【課題を解決するための手段】このような目的を達成す
るために、本発明は、直交検波器の出力信号の振幅を正
規化して出力する正規化器を高域通過フィルタに前置
し、高域通過フィルタの後段に高域通過フィルタの出力
から所定値以下の振幅の信号を除去して出力する信号選
択器を設け、速度演算器に信号選択器の出力を供給して
運動反射体の速度に対応する情報を出力させることを特
徴とする。
るために、本発明は、直交検波器の出力信号の振幅を正
規化して出力する正規化器を高域通過フィルタに前置
し、高域通過フィルタの後段に高域通過フィルタの出力
から所定値以下の振幅の信号を除去して出力する信号選
択器を設け、速度演算器に信号選択器の出力を供給して
運動反射体の速度に対応する情報を出力させることを特
徴とする。
【００１９】
【作用】本発明においては、直交検波器の出力信号の振
幅が正規化器により正規化される。すると、正規化器の
出力信号には、振幅情報が含まれなくなり、位相（周波
数）情報のみが残る。これを高域通過フィルタに供給す
ると、低い周波数成分が減衰する。このとき、高域通過
フィルタの特性が既知であれば、減衰量から周波数を知
ることができる。すなわち、周波数が減衰量と対応付け
られる。本発明においては、このような高域通過フィル
タの出力を信号選択器に供給するようにしている。信号
選択器は、振幅が小さい信号を除去するので、結果とし
て、低い周波数の成分が除去されることになる。このよ
うにすると、ドプラ成分の振幅にかかわらず、低い周波
数成分が除去される。すなわち、ウオールモーションの
影響が顕著に除去される。
幅が正規化器により正規化される。すると、正規化器の
出力信号には、振幅情報が含まれなくなり、位相（周波
数）情報のみが残る。これを高域通過フィルタに供給す
ると、低い周波数成分が減衰する。このとき、高域通過
フィルタの特性が既知であれば、減衰量から周波数を知
ることができる。すなわち、周波数が減衰量と対応付け
られる。本発明においては、このような高域通過フィル
タの出力を信号選択器に供給するようにしている。信号
選択器は、振幅が小さい信号を除去するので、結果とし
て、低い周波数の成分が除去されることになる。このよ
うにすると、ドプラ成分の振幅にかかわらず、低い周波
数成分が除去される。すなわち、ウオールモーションの
影響が顕著に除去される。
【００２０】
【実施例】以下、本発明の好適な実施例について図面に
基づき説明する。なお、図６に示される従来例と同様の
構成には同一の符号を付し説明を省略する。
基づき説明する。なお、図６に示される従来例と同様の
構成には同一の符号を付し説明を省略する。
【００２１】図１には、本発明の一実施例の構成が示さ
れている。この実施例は、Ａ／Ｄ変換器７ａ，７ｂの後
段に正規化器８を設け、正規化器８の出力であるＩ´及
びＱ´ベクトルを高域通過フィルタ９ａ又は９ｂに供給
し、高域通過フィルタ９ａ，９ｂと速度演算器１１との
間に信号選択器１０を設けた点を特徴としている。
れている。この実施例は、Ａ／Ｄ変換器７ａ，７ｂの後
段に正規化器８を設け、正規化器８の出力であるＩ´及
びＱ´ベクトルを高域通過フィルタ９ａ又は９ｂに供給
し、高域通過フィルタ９ａ，９ｂと速度演算器１１との
間に信号選択器１０を設けた点を特徴としている。
【００２２】図２には、正規化器８の構成が示されてい
る。
る。
【００２３】この図に示されるように、正規化器８は、
振幅演算器１００、正規化演算器１０１ａ，１０１ｂ、
コンパレータ１０２、スイッチ１０３ａ及び１０３ｂか
ら構成されている。振幅演算器１００は、Ａ／Ｄ変換器
７ａ及び７ｂから出力されるＩ，Ｑベクトルを取り込
み、振幅（Ｉ2 ＋Ｑ2 ）1/2 を演算する。正規化演算器
１０１ａ，１０１ｂは、それぞれＩ，Ｑを振幅（Ｉ2 ＋
Ｑ2 ）1/2 で除する。これにより、Ｉ，Ｑが正規化され
る。コンパレータ１０２は、振幅（Ｉ2 ＋Ｑ2 ）1/2 を
設定値ＶＴＨ１と比較し、前者が大きい場合にのみ、す
なわち入力されたＩ，Ｑが雑音でないと見なせる場合に
のみ、正規化演算器１０１ａ，１０１ｂそれぞれの後段
に設けられたスイッチ１０３ａ及び１０３ｂを閉じる。
この結果、振幅（Ｉ2 ＋Ｑ2 ）1/2 が設定値ＶＴＨ１よ
り大きいときには正規化演算器１０１ａ，１０１ｂによ
り得られた正規化後の値Ｉ´，Ｑ´が出力されることに
なり、振幅（Ｉ2 ＋Ｑ2 ）1/2 が設定値ＶＴＨ１より小
さいときには０が出力される。 正規化器８の出力Ｉ
´，Ｑ´は、高域通過フィルタ９ａ，９ｂに入力され、
低域が除去される。この実施例の場合、高域通過フィル
タ９ａ，９ｂは、図３に示されるような特性を有してい
る。すなわち、超音波ビームの繰返し周期をＴとして表
すと、高域通過フィルタ９ａ，９ｂは周波数１／２Ｔに
おいて０ｄＢの減衰量を有し、周波数ｆＴＨにおいて減
衰量ＡｄＢとなるよう特性が設定されている。先に述べ
たように、正規化器８の出力は正規化されているから、
高域通過フィルタ９ａ，９ｂからの出力レベル、すなわ
ち高域通過フィルタ９ａ，９ｂにおける減衰量により、
高域通過フィルタ９ａ，９ｂの出力ＩＦ，ＱＦの周波数
を知ることができる状態となる。
振幅演算器１００、正規化演算器１０１ａ，１０１ｂ、
コンパレータ１０２、スイッチ１０３ａ及び１０３ｂか
ら構成されている。振幅演算器１００は、Ａ／Ｄ変換器
７ａ及び７ｂから出力されるＩ，Ｑベクトルを取り込
み、振幅（Ｉ2 ＋Ｑ2 ）1/2 を演算する。正規化演算器
１０１ａ，１０１ｂは、それぞれＩ，Ｑを振幅（Ｉ2 ＋
Ｑ2 ）1/2 で除する。これにより、Ｉ，Ｑが正規化され
る。コンパレータ１０２は、振幅（Ｉ2 ＋Ｑ2 ）1/2 を
設定値ＶＴＨ１と比較し、前者が大きい場合にのみ、す
なわち入力されたＩ，Ｑが雑音でないと見なせる場合に
のみ、正規化演算器１０１ａ，１０１ｂそれぞれの後段
に設けられたスイッチ１０３ａ及び１０３ｂを閉じる。
この結果、振幅（Ｉ2 ＋Ｑ2 ）1/2 が設定値ＶＴＨ１よ
り大きいときには正規化演算器１０１ａ，１０１ｂによ
り得られた正規化後の値Ｉ´，Ｑ´が出力されることに
なり、振幅（Ｉ2 ＋Ｑ2 ）1/2 が設定値ＶＴＨ１より小
さいときには０が出力される。 正規化器８の出力Ｉ
´，Ｑ´は、高域通過フィルタ９ａ，９ｂに入力され、
低域が除去される。この実施例の場合、高域通過フィル
タ９ａ，９ｂは、図３に示されるような特性を有してい
る。すなわち、超音波ビームの繰返し周期をＴとして表
すと、高域通過フィルタ９ａ，９ｂは周波数１／２Ｔに
おいて０ｄＢの減衰量を有し、周波数ｆＴＨにおいて減
衰量ＡｄＢとなるよう特性が設定されている。先に述べ
たように、正規化器８の出力は正規化されているから、
高域通過フィルタ９ａ，９ｂからの出力レベル、すなわ
ち高域通過フィルタ９ａ，９ｂにおける減衰量により、
高域通過フィルタ９ａ，９ｂの出力ＩＦ，ＱＦの周波数
を知ることができる状態となる。
【００２４】高域通過フィルタ９ａ，９ｂの出力ＩＦ，
ＱＦは、信号選択器１０に入力される。図４には、信号
選択器１０の構成が示されている。この図に示されるよ
うに、信号選択器１０は、振幅演算器２００、コンパレ
ータ２０１、スイッチ２０２ａ及び２０２ｂから構成さ
れている。振幅演算器２００は、高域通過フィルタ９
ａ，９ｂの出力ＩＦ，ＱＦから振幅（ＩＦ 2 ＋ＱＦ 2 ）
1/2 を演算する。コンパレータ２０１は、振幅（ＩＦ 2
＋ＱＦ 2 ）1/2 を所定値ＶＴＨ２と比較し、前者が大の
場合にのみスイッチ２０２ａ及び２０２ｂをオンする。
このスイッチ２０２ａ及び２０２ｂは、それぞれ高域通
過フィルタ９ａ，９ｂの出力ＩＦ，ＱＦの速度演算器１
１への出力を開閉するよう設けられている。従って、ス
イッチ２０２ａ及び２０２ｂがオンすると、高域通過フ
ィルタ９ａ，９ｂの出力ＩＦ，ＱＦがＩ´Ｆ，Ｑ´Ｆと
して速度演算器１１に与えられる。また、スイッチ２０
２ａ及び２０２ｂがオフすると、０がＩ´Ｆ，Ｑ´Ｆと
して速度演算器１１に与えられる。図５に示されるよう
に、高域通過フィルタ９ａ，９ｂによる減衰前のＩ´，
Ｑ´は複素座標系で単位円上に位置し、減衰後のＩＦ，
ＱＦは単位円の内部に位置することとなる。このＩＦ，
ＱＦにより定まる振幅（ＩＦ 2 ＋ＱＦ 2 ）1/2 が所定値
ＶＴＨ２より小さい場合、例えば図５の斜線部内にある
場合には、速度演算器１１には０が入力される。
ＱＦは、信号選択器１０に入力される。図４には、信号
選択器１０の構成が示されている。この図に示されるよ
うに、信号選択器１０は、振幅演算器２００、コンパレ
ータ２０１、スイッチ２０２ａ及び２０２ｂから構成さ
れている。振幅演算器２００は、高域通過フィルタ９
ａ，９ｂの出力ＩＦ，ＱＦから振幅（ＩＦ 2 ＋ＱＦ 2 ）
1/2 を演算する。コンパレータ２０１は、振幅（ＩＦ 2
＋ＱＦ 2 ）1/2 を所定値ＶＴＨ２と比較し、前者が大の
場合にのみスイッチ２０２ａ及び２０２ｂをオンする。
このスイッチ２０２ａ及び２０２ｂは、それぞれ高域通
過フィルタ９ａ，９ｂの出力ＩＦ，ＱＦの速度演算器１
１への出力を開閉するよう設けられている。従って、ス
イッチ２０２ａ及び２０２ｂがオンすると、高域通過フ
ィルタ９ａ，９ｂの出力ＩＦ，ＱＦがＩ´Ｆ，Ｑ´Ｆと
して速度演算器１１に与えられる。また、スイッチ２０
２ａ及び２０２ｂがオフすると、０がＩ´Ｆ，Ｑ´Ｆと
して速度演算器１１に与えられる。図５に示されるよう
に、高域通過フィルタ９ａ，９ｂによる減衰前のＩ´，
Ｑ´は複素座標系で単位円上に位置し、減衰後のＩＦ，
ＱＦは単位円の内部に位置することとなる。このＩＦ，
ＱＦにより定まる振幅（ＩＦ 2 ＋ＱＦ 2 ）1/2 が所定値
ＶＴＨ２より小さい場合、例えば図５の斜線部内にある
場合には、速度演算器１１には０が入力される。
【００２５】この結果、速度演算器１１は、振幅（ＩＦ
2 ＋ＱＦ 2 ）1/2 が所定値ＶＴＨ２より小さい信号につ
いては速度に係る情報を演算出力せず、大きい信号につ
いてのみ演算出力することとなる。高域通過フィルタ９
ａ，９ｂにおいて、低い周波数の成分は大きく減衰して
いるため、速度演算器１１により処理される信号はドプ
ラ成分のうち比較的高周波のドプラ成分に係る信号のみ
となる。この結果、周波数が低いウオールモーションに
係るドプラ成分が速度表示に影響を与えることがなくな
る。また、正規化を行っているため、振幅情報が除去さ
れているので、ウオールモーションに係るドプラ成分の
強大な振幅によって影響を受けることもなくなる。
2 ＋ＱＦ 2 ）1/2 が所定値ＶＴＨ２より小さい信号につ
いては速度に係る情報を演算出力せず、大きい信号につ
いてのみ演算出力することとなる。高域通過フィルタ９
ａ，９ｂにおいて、低い周波数の成分は大きく減衰して
いるため、速度演算器１１により処理される信号はドプ
ラ成分のうち比較的高周波のドプラ成分に係る信号のみ
となる。この結果、周波数が低いウオールモーションに
係るドプラ成分が速度表示に影響を与えることがなくな
る。また、正規化を行っているため、振幅情報が除去さ
れているので、ウオールモーションに係るドプラ成分の
強大な振幅によって影響を受けることもなくなる。
【００２６】このように、本実施例によれば、ウオール
モーションの影響がなく、臨床上必要な血流情報のみを
表示できる。
モーションの影響がなく、臨床上必要な血流情報のみを
表示できる。
【００２７】なお、この実施例においては、速度演算器
１１として特公昭６２−４４４９４号に記載されたもの
を前提としていたが、これ以外のものであっても構わな
い。すなわち、ドプラ偏移周波数に基づき画像により速
度表示を行うものであれば良い。また、高域通過フィル
タ９ａ，９ｂの特性は、ウオールモーションに係る周波
数を明瞭に他の帯域と区別するように設定されていれば
良い。
１１として特公昭６２−４４４９４号に記載されたもの
を前提としていたが、これ以外のものであっても構わな
い。すなわち、ドプラ偏移周波数に基づき画像により速
度表示を行うものであれば良い。また、高域通過フィル
タ９ａ，９ｂの特性は、ウオールモーションに係る周波
数を明瞭に他の帯域と区別するように設定されていれば
良い。
【００２８】
【発明の効果】以上説明したように、本発明によれば、
直交検波器の出力を正規化した後低域を減衰させ、減衰
量が小さい信号のみ速度演算を行うようにしたため、強
大な振幅を有するドプラ成分の影響を排除して速度の画
像表示を行うことができる。この結果、ウオールモーシ
ョンの影響を排除することが可能になり、臨床上必要な
血流情報のみを表示できる。
直交検波器の出力を正規化した後低域を減衰させ、減衰
量が小さい信号のみ速度演算を行うようにしたため、強
大な振幅を有するドプラ成分の影響を排除して速度の画
像表示を行うことができる。この結果、ウオールモーシ
ョンの影響を排除することが可能になり、臨床上必要な
血流情報のみを表示できる。
【図１】本発明の一実施例に係る超音波ドプラ診断装置
の構成を示すブロック図である。
の構成を示すブロック図である。
【図２】この実施例における正規化器の構成を示すブロ
ック図である。
ック図である。
【図３】この実施例における高域通過フィルタの特性を
示す図である。
示す図である。
【図４】この実施例における信号選択器の構成を示すブ
ロック図である。
ロック図である。
【図５】この実施例における高域通過フィルタの入出力
の関係を示す複素平面図である。
の関係を示す複素平面図である。
【図６】一従来例に係る超音波ドプラ診断装置の構成を
示すブロック図である。
示すブロック図である。
２ 探触子 ３ 送受信器 ４ 直交検波器 ８ 正規化器 ９ａ，９ｂ 高域通過フィルタ １０ 信号選択器 １１ 速度演算器 １２ タイミング信号発生器 １３ 検波器 １４ デジタルスキャンコンバータ １００，２００ 振幅演算器 １０１ａ，１０１ｂ 正規化演算器 １０２，２０１ コンパレータ １０３ａ，１０３ｂ，２０２ａ，２０２ｂ スイッチ
Claims (1)
- 【請求項１】 所定方向に沿って走査しつつ生体内に存
する血流等の運動反射体に超音波ビームを送波し、運動
反射体からの反射エコーを受波して電気信号として出力
する送受波手段と、 前記反射エコーに係る電気信号を検波し白黒断層画像を
表す信号を出力する検波器と、 前記反射エコーに係る電気信号を互いに直交しドプラ偏
移周波数を有する２種類の信号に変換し出力する直交検
波器と、 直交検波器の出力信号の振幅を正規化して出力する正規
化器と、 正規化器の出力から所定値以下の周波数の成分を除去し
て出力する高域通過フィルタと、 高域通過フィルタの出力から所定値以下の振幅の信号を
除去して出力する信号選択器と、 信号選択器の出力に基づきドプラ偏移周波数を演算し運
動反射体の速度に対応する情報を出力する速度演算器
と、 検波器の出力信号と速度演算器の出力情報とに基づき、
白黒断層画像に運動反射体の速度に応じて色付けを行い
表示する表示手段と、 を備えることを特徴とする超音波ドプラ診断装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP27558591A JPH05111486A (ja) | 1991-10-23 | 1991-10-23 | 超音波ドプラ診断装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP27558591A JPH05111486A (ja) | 1991-10-23 | 1991-10-23 | 超音波ドプラ診断装置 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH05111486A true JPH05111486A (ja) | 1993-05-07 |
Family
ID=17557511
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP27558591A Pending JPH05111486A (ja) | 1991-10-23 | 1991-10-23 | 超音波ドプラ診断装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH05111486A (ja) |
Cited By (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2005312773A (ja) * | 2004-04-30 | 2005-11-10 | Toshiba Corp | 超音波診断装置 |
| WO2005117709A1 (ja) * | 2004-06-02 | 2005-12-15 | Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. | 超音波診断装置 |
| KR100865655B1 (ko) * | 2004-06-02 | 2008-10-29 | 파나소닉 주식회사 | 초음파 진단 장치 |
| JP2011025064A (ja) * | 2010-10-07 | 2011-02-10 | Toshiba Corp | 超音波診断装置 |
-
1991
- 1991-10-23 JP JP27558591A patent/JPH05111486A/ja active Pending
Cited By (7)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2005312773A (ja) * | 2004-04-30 | 2005-11-10 | Toshiba Corp | 超音波診断装置 |
| JP4634738B2 (ja) * | 2004-04-30 | 2011-02-16 | 株式会社東芝 | 超音波診断装置 |
| WO2005117709A1 (ja) * | 2004-06-02 | 2005-12-15 | Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. | 超音波診断装置 |
| KR100865655B1 (ko) * | 2004-06-02 | 2008-10-29 | 파나소닉 주식회사 | 초음파 진단 장치 |
| CN100441150C (zh) * | 2004-06-02 | 2008-12-10 | 松下电器产业株式会社 | 超声波诊断装置 |
| US8403853B2 (en) | 2004-06-02 | 2013-03-26 | Panasonic Corporation | Ultrasonic diagnostic apparatus |
| JP2011025064A (ja) * | 2010-10-07 | 2011-02-10 | Toshiba Corp | 超音波診断装置 |
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