JPH0614930B2 - 超音波診断装置 - Google Patents
超音波診断装置Info
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- JPH0614930B2 JPH0614930B2 JP60031148A JP3114885A JPH0614930B2 JP H0614930 B2 JPH0614930 B2 JP H0614930B2 JP 60031148 A JP60031148 A JP 60031148A JP 3114885 A JP3114885 A JP 3114885A JP H0614930 B2 JPH0614930 B2 JP H0614930B2
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Description
【発明の詳細な説明】 〔技術分野〕 本発明は、超音波診断装置に係り、特に、生体内の運動
部分の運動速度分布、速度分散、反射強度を正確に測定
して表示する超音波診断装置に適用して有効な技術に関
するものである。
部分の運動速度分布、速度分散、反射強度を正確に測定
して表示する超音波診断装置に適用して有効な技術に関
するものである。
生体内の運動部分の運動速度を測定し、２次元に表示す
ることのできる従来の超音波診断装置は、例えば、特開
昭５８−１８８４３３号公報に記載されるように、超音
波振動子による超音波の送波と受波の方向が同一である
通常の超音波の送常波方式を用い、超音波ビーム通過線
上にある生体内運動部分の速度分布を測定し、これを微
少量ずらすことを繰り返すことにより、表示装置に生体
内運動部分の速度分布像を２次元に表示している。
ることのできる従来の超音波診断装置は、例えば、特開
昭５８−１８８４３３号公報に記載されるように、超音
波振動子による超音波の送波と受波の方向が同一である
通常の超音波の送常波方式を用い、超音波ビーム通過線
上にある生体内運動部分の速度分布を測定し、これを微
少量ずらすことを繰り返すことにより、表示装置に生体
内運動部分の速度分布像を２次元に表示している。
しかしながら、生体内運動部分の速度測定の精度を良く
するためには、生体内の同一方向に多数回の超音波送受
波を行わなくてはならず、また、超音波の速度に由来す
る完像時間の制限のため、リアルタイムで表示されるフ
レームレートは必ずしも満足でなかつた。すなわち、生
体内において超音波を距離1mm往復させる時間は略１．
３μsecかかり、例えば、１８０mm往復させるには略
１．３×１８０μsecかかる。超音波ドップラ効果を用
いて血流速度及び速度分散を求め、診断資料とする場
合、何度も超音波ビームを打ち出さなければならない。
するためには、生体内の同一方向に多数回の超音波送受
波を行わなくてはならず、また、超音波の速度に由来す
る完像時間の制限のため、リアルタイムで表示されるフ
レームレートは必ずしも満足でなかつた。すなわち、生
体内において超音波を距離1mm往復させる時間は略１．
３μsecかかり、例えば、１８０mm往復させるには略
１．３×１８０μsecかかる。超音波ドップラ効果を用
いて血流速度及び速度分散を求め、診断資料とする場
合、何度も超音波ビームを打ち出さなければならない。
例えば、１８０mmの深さの物体を検査する場合、一方向
に１０回打ち出したとすると、１．３×１８０×１０μ
secかかる。そして、１画面を形成するのに、走査線が
５０本必要であるとすると、１．３×１８０×１０×５
０μsecの時間がかかってしまうという問題があった。
に１０回打ち出したとすると、１．３×１８０×１０μ
secかかる。そして、１画面を形成するのに、走査線が
５０本必要であるとすると、１．３×１８０×１０×５
０μsecの時間がかかってしまうという問題があった。
さらに、例えば、心臓の壁のように測定対象である血流
に比較して運動速度が遅く、かつ、その反射強度が血流
に比較して著しく強度なため血流速度測定の障害となる
生体内低速運動部分、又は、固定部分の信号成分は、送
波繰り返し周波数の近傍にある程度の広がりを持って存
在するため、前記公知の方法では、単一消去型の１チャ
ンネル複素信号キャンセラを用いているため、心臓の壁
等の生体内低速運動部分又は固定部分からの信号成分に
除去できないという問題があった。
に比較して運動速度が遅く、かつ、その反射強度が血流
に比較して著しく強度なため血流速度測定の障害となる
生体内低速運動部分、又は、固定部分の信号成分は、送
波繰り返し周波数の近傍にある程度の広がりを持って存
在するため、前記公知の方法では、単一消去型の１チャ
ンネル複素信号キャンセラを用いているため、心臓の壁
等の生体内低速運動部分又は固定部分からの信号成分に
除去できないという問題があった。
従来の生体内速度分布を２次元に表示することのできる
超音波診断装置における一表示例として、走査領域略55
゜、診断深度略14cm、走査線本数32本の場合があり、こ
の表示画像は、第９図の右半分の実線部分Ａに示すよう
な破れ傘状になり、特に深い深度部での表示画像は、櫛
歯状になり分解能に欠けるという問題があった。
超音波診断装置における一表示例として、走査領域略55
゜、診断深度略14cm、走査線本数32本の場合があり、こ
の表示画像は、第９図の右半分の実線部分Ａに示すよう
な破れ傘状になり、特に深い深度部での表示画像は、櫛
歯状になり分解能に欠けるという問題があった。
本発明の目的は、生体内運動部の２次元表示を行う超音
波診断装置の音速に由来する完像時間の制限を取り除
き、診断に充分な走査領域、走査本数、フレームレート
を有し、低速度の血流成分まで測定することができる技
術を提供することにある。
波診断装置の音速に由来する完像時間の制限を取り除
き、診断に充分な走査領域、走査本数、フレームレート
を有し、低速度の血流成分まで測定することができる技
術を提供することにある。
本発明の前記ならびにその他の目的と新規な特徴は、本
明細書の記述及び添付図面によって明らかになるであろ
う。
明細書の記述及び添付図面によって明らかになるであろ
う。
本願において開示される発明のうち、代表的なものの概
要を簡単に説明すれば、下記のとおりである。
要を簡単に説明すれば、下記のとおりである。
すなわち、生体内運動部分の速度分布を２次元に表示す
ることのできる超音波診断装置において、超音波出射方
向と超音波受波方向が微少量異なる超音波並列受波方式
を用いることにより、表示画像のフレームレートの増加
をはかるものである。さらに、前記並列受波方式を採用
した装置において帰還付多重消去型多チャンネル複素信
号キャンセラを設けることにより、超音波反射信号から
生体内における低速運動部分又は固定部分からの反射波
による信号成分を除去し、生体内の運動信号成分のうち
必要とする血流信号成分を精度良く抽出することができ
るようにしたものである。
ることのできる超音波診断装置において、超音波出射方
向と超音波受波方向が微少量異なる超音波並列受波方式
を用いることにより、表示画像のフレームレートの増加
をはかるものである。さらに、前記並列受波方式を採用
した装置において帰還付多重消去型多チャンネル複素信
号キャンセラを設けることにより、超音波反射信号から
生体内における低速運動部分又は固定部分からの反射波
による信号成分を除去し、生体内の運動信号成分のうち
必要とする血流信号成分を精度良く抽出することができ
るようにしたものである。
また、並列受波回路の受波感度を補正する感度補正回路
を設けることにより、画像の乱れの少ない良品質の断層
像及び生体内の運動部分の速度分布像を得ることができ
るようにしたものである。
を設けることにより、画像の乱れの少ない良品質の断層
像及び生体内の運動部分の速度分布像を得ることができ
るようにしたものである。
以下、本発明の構成について、実施例とともに説明す
る。
る。
なお、実施例を説明するための全図において、同一機能
を有するものは同一符号を付けその繰り返し説明は省略
する。
を有するものは同一符号を付けその繰り返し説明は省略
する。
第１図乃至第１６図は、本発明の一実施例の超音波診断
装置を説明するための図であり、第１図は、その超音波
診断装置の全体の概略構成を示すブロック図、第２図
は、受波回路の並列詳細構成を示すブロック図、第３図
及び第４図は、並列受波回路の原理を説明するための説
明図、第５図乃至第８図は、並列受波方式を用いて表示
される表示画像の例を示す図、第９図は、従来の超音波
受波方式と本実施例の並列受波方式による表示画像を比
較するための図、第１０図は、単一消去型キャンセラの
構成を示すブロック図、第１１図は、帰還付多重消去型
キャンセラの一実施例の、帰還付二重型キャンセラの構
成を示すブロック図、第１２図は、単一消去型、帰還付
二重消去型、理想的なキャンセラの速度レスポンスを示
す図、第１３図は、キャンセラ入力の一実施例の周波数
特性を示す図、第１４図は、キャンセラ入力が第１３図
で示されるときの単一消去型、帰還付二重消去型、理想
的なキャンセラの出力の周波数特性を示す図、第１５図
は、帰還付二重消去型キャンセラの一実施例の詳細な構
成を示すブロック図、第１６図は、感度補正演算処理回
路の一実施例の２チャンネルレベル差補正回路の構成を
示すブロック図である。
装置を説明するための図であり、第１図は、その超音波
診断装置の全体の概略構成を示すブロック図、第２図
は、受波回路の並列詳細構成を示すブロック図、第３図
及び第４図は、並列受波回路の原理を説明するための説
明図、第５図乃至第８図は、並列受波方式を用いて表示
される表示画像の例を示す図、第９図は、従来の超音波
受波方式と本実施例の並列受波方式による表示画像を比
較するための図、第１０図は、単一消去型キャンセラの
構成を示すブロック図、第１１図は、帰還付多重消去型
キャンセラの一実施例の、帰還付二重型キャンセラの構
成を示すブロック図、第１２図は、単一消去型、帰還付
二重消去型、理想的なキャンセラの速度レスポンスを示
す図、第１３図は、キャンセラ入力の一実施例の周波数
特性を示す図、第１４図は、キャンセラ入力が第１３図
で示されるときの単一消去型、帰還付二重消去型、理想
的なキャンセラの出力の周波数特性を示す図、第１５図
は、帰還付二重消去型キャンセラの一実施例の詳細な構
成を示すブロック図、第１６図は、感度補正演算処理回
路の一実施例の２チャンネルレベル差補正回路の構成を
示すブロック図である。
第１図において、１は超音波ビームを送受するための探
触子であり、第２図に示すようにｎ個の短冊状振動子
（以下、エレメントという）をアレー状に並べることに
よりトランスジューサを構成したものである。その探触
子１の各エレメント＃１〜＃ｎは、切換回路２に接続れ
ている。
触子であり、第２図に示すようにｎ個の短冊状振動子
（以下、エレメントという）をアレー状に並べることに
よりトランスジューサを構成したものである。その探触
子１の各エレメント＃１〜＃ｎは、切換回路２に接続れ
ている。
この切換回路２は、ｎ個のエレメント＃１〜＃ｎから順
にｋ個のエレメントを選択し、送波回路３の送波パルサ
ー３Ａ（Ｐ１〜Ｐ５）及び受波増幅器４Ａ（Ｒ１〜
Ｒ５）に接続する動作を行うためのものである。前記送
波パルサー３Ａは送波回路３の送波位相制御回路３Ｂに
接続され、位相制御されたパルスを作成する。受波増幅
器４Ａの出力は、受波整相回路４及び５に導かれる。こ
れらの受波整相回路４及び５は、前記各エレメントから
の受波信号の位相を制御することにより、各々の受波指
向性をずらせることが可能となっている。なお、本実施
例の並列受波技術の詳細については、後で述べる。
にｋ個のエレメントを選択し、送波回路３の送波パルサ
ー３Ａ（Ｐ１〜Ｐ５）及び受波増幅器４Ａ（Ｒ１〜
Ｒ５）に接続する動作を行うためのものである。前記送
波パルサー３Ａは送波回路３の送波位相制御回路３Ｂに
接続され、位相制御されたパルスを作成する。受波増幅
器４Ａの出力は、受波整相回路４及び５に導かれる。こ
れらの受波整相回路４及び５は、前記各エレメントから
の受波信号の位相を制御することにより、各々の受波指
向性をずらせることが可能となっている。なお、本実施
例の並列受波技術の詳細については、後で述べる。
前記受波整相回路４、５の出力は、それぞれ複素信号変
換器１００、１０１に供給されて複素信号に変換され
る。この複素信号変換器１００、１０１は、それぞれ位
相検波器を含む一組の混合器６、７、８、９を有し、各
混合器６、７、８、９において、前記受波整相回路４、
５の受波信号がそれぞれ複素基準信号７１、７２と演算
される。複素基準信号７１、７２は、安定な高周波数信
号を発生する水晶発振器（ＯＳＣ）１０の出力を同期回
路１１を用いて探触子振動周波数７０に応じた信号と、
血流方向指示のため、これを移相器１２を用いて90゜位
相をずらしたものであり、混合器６、７、８、９から受
波信号に対応した複素信号を出力することができる。す
なわち、各混合器６、７、８、９は混合検波によって入
力された受信高周波信号と複素基準信号との両周波数の
和と差の周波数の信号を出力し、これら両信号が低域通
過フイルタ８１、８２、８３、８４に供給され、受波信
号のうち不要な高周波信号成分が除去される。
換器１００、１０１に供給されて複素信号に変換され
る。この複素信号変換器１００、１０１は、それぞれ位
相検波器を含む一組の混合器６、７、８、９を有し、各
混合器６、７、８、９において、前記受波整相回路４、
５の受波信号がそれぞれ複素基準信号７１、７２と演算
される。複素基準信号７１、７２は、安定な高周波数信
号を発生する水晶発振器（ＯＳＣ）１０の出力を同期回
路１１を用いて探触子振動周波数７０に応じた信号と、
血流方向指示のため、これを移相器１２を用いて90゜位
相をずらしたものであり、混合器６、７、８、９から受
波信号に対応した複素信号を出力することができる。す
なわち、各混合器６、７、８、９は混合検波によって入
力された受信高周波信号と複素基準信号との両周波数の
和と差の周波数の信号を出力し、これら両信号が低域通
過フイルタ８１、８２、８３、８４に供給され、受波信
号のうち不要な高周波信号成分が除去される。
前記複素信号変換器１００、１０１において、混合器
６、７、８、９により復調された受波信号は、低域通過
フイルタ８１、８２、８３、８４により、各々式(1)、
式(2)のようになる。
６、７、８、９により復調された受波信号は、低域通過
フイルタ８１、８２、８３、８４により、各々式(1)、
式(2)のようになる。
cos2πfdt……(1) sin2πfdt……(2) 但し、fd：ドップラ偏移周波数。
すなわち、前記受波信号は前記式(1)を実数部、式(2)を
虚数部とする複素信号に変換されたことになり、これら
両信号は次の複素式(3)によって示すことができる。
虚数部とする複素信号に変換されたことになり、これら
両信号は次の複素式(3)によって示すことができる。
Ｚ１＝cos2πfdt＋ｉsin2πfdt……(3) このように複素変換された信号Ｚ１は、アナログ・デジ
タル（Ａ／Ｄ）変換器８５、８６、８７、８８によつて
デジタル信号に変換され、次段の帰還付多重消去型複素
信号キャンセラの一実施例である帰還付二重消去型複素
信号キャンセラ１０２、１０３に入力されるようになっ
ている。前記アナログ・デジタル変換器８５、８６、８
７、８８にはクロック信号７３が供給され、このクロッ
ク信号７３によるサンプリングが行われている。
タル（Ａ／Ｄ）変換器８５、８６、８７、８８によつて
デジタル信号に変換され、次段の帰還付多重消去型複素
信号キャンセラの一実施例である帰還付二重消去型複素
信号キャンセラ１０２、１０３に入力されるようになっ
ている。前記アナログ・デジタル変換器８５、８６、８
７、８８にはクロック信号７３が供給され、このクロッ
ク信号７３によるサンプリングが行われている。
１０２、１０３は帰還付多重消去型複素信号キャンセラ
の一実施例の帰還付２重消去型の複素信号キャンセラで
あり、血流等の運動速度測定に著しい妨害となる生体内
の動きの遅い部分又は固定部分からの反射信号成分を除
去するためのものである。この帰還付二重消去型の複素
信号キャンセラ１０２、１０３の詳細については後で述
べる。
の一実施例の帰還付２重消去型の複素信号キャンセラで
あり、血流等の運動速度測定に著しい妨害となる生体内
の動きの遅い部分又は固定部分からの反射信号成分を除
去するためのものである。この帰還付二重消去型の複素
信号キャンセラ１０２、１０３の詳細については後で述
べる。
前記複素信号変換器１００、１０１によって抽出された
ドップラ成分を持つ各チャンネルの複素信号から、生体
内の運動部分の運動分布を測定するために、自己相関器
１０４、１０５を用いる。
ドップラ成分を持つ各チャンネルの複素信号から、生体
内の運動部分の運動分布を測定するために、自己相関器
１０４、１０５を用いる。
自己相関器１０４、１０５の構成及び演算方法について
は、特開昭５８−１８８４３３号公報に詳しく記載され
ている。
は、特開昭５８−１８８４３３号公報に詳しく記載され
ている。
この自己相関器１０４、１０５の出力は、各々 Ｓ＝Ｒ＋ｉＩ……(4) Ｓ′＝Ｒ′＋ｉＩ′……(5) 但し、Ｓ、Ｓ′：自己相関出力、 Ｒ、Ｒ′：自己相関出力の実数成分 Ｉ、Ｉ′：自己相関出力の虚数成分 で表わされ、複素相関が演算される。この自己相関出力
は、速度演算器１０６、１０７によって自己相関出力
Ｓ、Ｓ′の偏角θ、θ′が次式(6)、式(7)から求められ
る。
は、速度演算器１０６、１０７によって自己相関出力
Ｓ、Ｓ′の偏角θ、θ′が次式(6)、式(7)から求められ
る。
θ＝tan-1I/R＝2πfdT……(6) θ′＝tan-1I′/R′＝2πｆｄ′Ｔ……(7) 但し、fd、fd′：ドップラ偏移周波数 Ｔ：超音波送信繰り返し周期 この結果、ドップラ偏移周波数fd、fd′は、 fd＝θ／２πＴ……(8) fd′＝θ′／２πＴ……(9) として前記偏角θ、θ′からきわめて容易に速度演算器
１０６、１０７により求められる。
１０６、１０７により求められる。
すなめち、送信繰り返し周期Ｔは定数であるから、偏角
θ、θ′はドップラ偏移周波数ｆｄ、ｆｄ′、すなわ
ち、血流速度に比例することとなり、また、相関Ｉ、
Ｒ、Ｉ′、Ｒ′はそれぞれ正及び負の値を取るので、偏
角θ、θ′は±πの間測定可能となり、これによって運
動速度の方向を知ることができる。
θ、θ′はドップラ偏移周波数ｆｄ、ｆｄ′、すなわ
ち、血流速度に比例することとなり、また、相関Ｉ、
Ｒ、Ｉ′、Ｒ′はそれぞれ正及び負の値を取るので、偏
角θ、θ′は±πの間測定可能となり、これによって運
動速度の方向を知ることができる。
前記偏角θ、θ′を式(6)、(7)に基づいてＩ、Ｒ、
Ｉ′、Ｒ′から求めるには、Ｉ、Ｉ′及びＲ、Ｒ′の取
り得る数値に対応する偏角θ、θ′の値をあらかじめＲ
ＯＭ(Read Only Memory)に書き込んだテーブルを作成
し、このテーブルから入力Ｉ、Ｉ′及びＲ、Ｒ′に対応
した偏角θ、θ′を読み出すことにより行うことがで
き、高速演算が可能である。このような演算方式は、前
記の各種の演算器にも適用することができる。
Ｉ′、Ｒ′から求めるには、Ｉ、Ｉ′及びＲ、Ｒ′の取
り得る数値に対応する偏角θ、θ′の値をあらかじめＲ
ＯＭ(Read Only Memory)に書き込んだテーブルを作成
し、このテーブルから入力Ｉ、Ｉ′及びＲ、Ｒ′に対応
した偏角θ、θ′を読み出すことにより行うことがで
き、高速演算が可能である。このような演算方式は、前
記の各種の演算器にも適用することができる。
前述の演算結果を用いて表示装置上に２次元で表示する
ためのエンコーダ１９を用い、前記演算結果に対応する
大きさの信号を作成する。
ためのエンコーダ１９を用い、前記演算結果に対応する
大きさの信号を作成する。
次に、並列受波方式に用いた受波装置の各チャンネル間
の受波感度のレベル差及びノイズ差があった場合、表示
装置に表示される生体内速度分布像には、超音波ビーム
の方向ごとに画像の乱れが生じる。また、実際の超音波
診断装置においても、並列受波装置の各チャンネル間に
は、受波感度のレベル差、ノイズ差は存在する。
の受波感度のレベル差及びノイズ差があった場合、表示
装置に表示される生体内速度分布像には、超音波ビーム
の方向ごとに画像の乱れが生じる。また、実際の超音波
診断装置においても、並列受波装置の各チャンネル間に
は、受波感度のレベル差、ノイズ差は存在する。
そこで、並列受波装置の受波感度のレベル差、ノイズ差
に起因する生体内血流速度分布像等の診断に不要な画像
の乱れを除去するために、生体内の打ち出した超音波パ
ルスビームの反射波を同時に並列受波し、エンコーダ１
９によりコード化された生体の内運動部分の血流等の信
号の重み付け演算を行う演算手段と、前記同時演算血流
信号と、この信号と隣りの演算血流信号とによる重み付
け演算を行う演算手段とからなる感度補正回路５４（以
下、２チャンネルレベル差補正回路という）を用いる。
この２チャンネルレベル差補正回路の構成及び演算方法
については、特願昭５９−２５５９２０号の（特開昭６
１−１３５６４１号公報）の明細書及び図面に詳しく記
載されている。
に起因する生体内血流速度分布像等の診断に不要な画像
の乱れを除去するために、生体内の打ち出した超音波パ
ルスビームの反射波を同時に並列受波し、エンコーダ１
９によりコード化された生体の内運動部分の血流等の信
号の重み付け演算を行う演算手段と、前記同時演算血流
信号と、この信号と隣りの演算血流信号とによる重み付
け演算を行う演算手段とからなる感度補正回路５４（以
下、２チャンネルレベル差補正回路という）を用いる。
この２チャンネルレベル差補正回路の構成及び演算方法
については、特願昭５９−２５５９２０号の（特開昭６
１−１３５６４１号公報）の明細書及び図面に詳しく記
載されている。
前記２チャンネルレベル差補正回路５４は、次の実験相
関式(10)に基づく演算を施すことにより、隣り合う２チ
ャンネル間のレベル差を補正するものである。
関式(10)に基づく演算を施すことにより、隣り合う２チ
ャンネル間のレベル差を補正するものである。
但し、Ｍ：実験結果から設定される任意の実数 Ｄ：感度補正された演算血流信号 Ｄｎ：被験体のある深さで反射された超音波が受波され
るエレメントの動作順（時系列）に演算血流信号を右方
向に並べた時のある時刻ｔの演算血流信号 Ｄｏ：演算血流信号Ｄｎの１つの右の演算血流信号。
るエレメントの動作順（時系列）に演算血流信号を右方
向に並べた時のある時刻ｔの演算血流信号 Ｄｏ：演算血流信号Ｄｎの１つの右の演算血流信号。
次に、２チャンネルレベル差補正回路５４の一実施例を
第１６図に示す。
第１６図に示す。
すなわち、生体内に打ち出した超音波ビームの反射波を
同時に並列受波した演算血流信号に重み付け演算を行う
第３演算器６０、１チャンネル分の演算血流信号を記憶
させるためのラインメモリ６１及び前記同時に受波した
演算血流信号とこの演算血流信号の隣りの演算血流信号
とによる重み付け演算を行う第４演算器６２からなり、
この制御は同期回路１１により行われるようになってい
る。
同時に並列受波した演算血流信号に重み付け演算を行う
第３演算器６０、１チャンネル分の演算血流信号を記憶
させるためのラインメモリ６１及び前記同時に受波した
演算血流信号とこの演算血流信号の隣りの演算血流信号
とによる重み付け演算を行う第４演算器６２からなり、
この制御は同期回路１１により行われるようになってい
る。
この２チャンネルレベル差補正回路５４を用いることに
より、並列受波装置の各々のチャンネルの受波感度のレ
ベル差とノイズ差に起因する２次元生体内速度分布像の
表示画像の輝度の乱れを除去し、高品質の画像を得るこ
とができる。
より、並列受波装置の各々のチャンネルの受波感度のレ
ベル差とノイズ差に起因する２次元生体内速度分布像の
表示画像の輝度の乱れを除去し、高品質の画像を得るこ
とができる。
２０は画像メモリであり、２チャンネルレベル差補正回
路５４で得られた信号及び平均速度演算回路１７、速度
分算演算回路１８で得られた信号を記憶させるためのも
のである。
路５４で得られた信号及び平均速度演算回路１７、速度
分算演算回路１８で得られた信号を記憶させるためのも
のである。
２１はアドレス発生回路であり、画像メモリ２０の書き
込み及び読み出しを行うためのアドレス信号を発生させ
るものである。２２はデジタル・アナログコンバータ
（Ｄ／Ａ）であり、得られたディジタル信号をアナログ
信号電圧（輝度変調信号）に変換され、切換器２３を介
して表示装置２４に供給され、ＢモードあるいはＭモー
ドの運動速度分布画像が表示される。
込み及び読み出しを行うためのアドレス信号を発生させ
るものである。２２はデジタル・アナログコンバータ
（Ｄ／Ａ）であり、得られたディジタル信号をアナログ
信号電圧（輝度変調信号）に変換され、切換器２３を介
して表示装置２４に供給され、ＢモードあるいはＭモー
ドの運動速度分布画像が表示される。
通常の超音波断層像のＢモードあるいはＭモード表示を
行うための出力信号は、探触子１により受波された２チ
ャンネルの反射信号を増幅し、整相した後、検波回路５
０、マルチプレクサ１３′、並列受波装置の受波感度の
レベル差、ノイズ差に起因する画像の乱れを除去するた
め、生体内に打ち出した超音波ビームの反射波を同時に
並列受波した受波信号の重み付け演算を行う第１演算手
段と、前記同時受波信号とこの受波信号の隣りの受波信
号とによる重み付け演算を行う第２演算手段とからなる
演算処理機構を有する２チャンネルレベル差補正回路５
５を用いる。この２チャンネルレベル差補正回路５５の
構成は、第１６図に示すものと同じものを用いる。２チ
ャンネルレベル差補正回路５５により、補正された受波
信号は画像メモリ２０′に書き込まれる。２２′はデジ
タル・アナログコンバータであり、得られたディジタル
信号をアナログ信号電圧（輝度変調信号）に変換し、切
換回路５２を介して表示装置２４に供給される。表示装
置２４上には、表示制御回路５３により、通常の断層画
像と生体内速度分布像の両者を選択的にあるいはこれら
の両画像を重ね合わせた表示を行うことができる。
行うための出力信号は、探触子１により受波された２チ
ャンネルの反射信号を増幅し、整相した後、検波回路５
０、マルチプレクサ１３′、並列受波装置の受波感度の
レベル差、ノイズ差に起因する画像の乱れを除去するた
め、生体内に打ち出した超音波ビームの反射波を同時に
並列受波した受波信号の重み付け演算を行う第１演算手
段と、前記同時受波信号とこの受波信号の隣りの受波信
号とによる重み付け演算を行う第２演算手段とからなる
演算処理機構を有する２チャンネルレベル差補正回路５
５を用いる。この２チャンネルレベル差補正回路５５の
構成は、第１６図に示すものと同じものを用いる。２チ
ャンネルレベル差補正回路５５により、補正された受波
信号は画像メモリ２０′に書き込まれる。２２′はデジ
タル・アナログコンバータであり、得られたディジタル
信号をアナログ信号電圧（輝度変調信号）に変換し、切
換回路５２を介して表示装置２４に供給される。表示装
置２４上には、表示制御回路５３により、通常の断層画
像と生体内速度分布像の両者を選択的にあるいはこれら
の両画像を重ね合わせた表示を行うことができる。
また、本実施例におて、エンコーダ１９をカラーエンコ
ーダとして用いて、反射強度、平均速度、速度分散の演
算結果に応じた大きさの信号で、赤色(R)、緑色(G)、青
色(B)の３原色に分解し、表示装置２４のブラウン管と
してカラーブラウン管を用いて生体内速度分布像を色彩
表示することも可能である。
ーダとして用いて、反射強度、平均速度、速度分散の演
算結果に応じた大きさの信号で、赤色(R)、緑色(G)、青
色(B)の３原色に分解し、表示装置２４のブラウン管と
してカラーブラウン管を用いて生体内速度分布像を色彩
表示することも可能である。
次に、前述の並列受波方式の詳細について説明する。
超音波の送受波の方向を微少量異ならせて、超音波振動
子の間隔より狭い間隔の超音波送受波総合指向性を得る
方法として、 （１）送波と受波とで互いに異なる超音波振動子群を用
いて送波による指向性と受波による指向性とを互いに異
ならせ、これらを合成して両者の中間の総合指向性を得
る方法（例えば、特公昭５７−３５６５３号公報参照）
がある。すなわち、第３図のように探触子１のｎ個の短
冊状のエレメントのうち、エレメント＃１〜＃５を励振
すれば、送波ビームは、通常では用いた振動子の中間の
軸上Ｔ１（一点鎖線表示）方向にある。この時にＲ１方
向の反射エコーを受波するには、エレメント＃１〜＃５
を用い、Ｒ２方向の反射エコーを受波するには、エレメ
ント＃１〜＃６を用いて、２方向に受波器の指向特性を
もたせる。これにより、送受波総合の指向性は、各々Ｔ
Ｒ１、ＴＲ２の両方向にある。
子の間隔より狭い間隔の超音波送受波総合指向性を得る
方法として、 （１）送波と受波とで互いに異なる超音波振動子群を用
いて送波による指向性と受波による指向性とを互いに異
ならせ、これらを合成して両者の中間の総合指向性を得
る方法（例えば、特公昭５７−３５６５３号公報参照）
がある。すなわち、第３図のように探触子１のｎ個の短
冊状のエレメントのうち、エレメント＃１〜＃５を励振
すれば、送波ビームは、通常では用いた振動子の中間の
軸上Ｔ１（一点鎖線表示）方向にある。この時にＲ１方
向の反射エコーを受波するには、エレメント＃１〜＃５
を用い、Ｒ２方向の反射エコーを受波するには、エレメ
ント＃１〜＃６を用いて、２方向に受波器の指向特性を
もたせる。これにより、送受波総合の指向性は、各々Ｔ
Ｒ１、ＴＲ２の両方向にある。
（２）受波において１組のエレメントを用い、この受波
信号を２つの受波整相回路に導き、受波整相回路内の各
エレメントからの信号の位相を制御することにより、各
々の受信指向性をずらせる方法（例えば、特公昭５６−
２００１７号公報参照）がある。すなわち、第４図のよ
うに＃１〜＃５の各エレメントは各々遅延回路ＴＡ１、
ＴＢ１〜ＴＡ５、ＴＢ５に接続する。Ａグループの遅延
回路は加算器２００へ、Ｂグループの遅延回路は加算器
２００′に接続される。各遅延回路の遅延量は、Ａグル
ープについてはＡ点、ＢグループについてはＢ点からの
音波が各エレメントに到達する時間差（音路差）に相当
する遅延時間で与えられる。すなわち、Ａ点はＢ点から
の超音波信号が各エレメントに入射して音圧に変換さ
れ、各エレメントからの信号が加算器２００又は加算器
２００′の入力端が全て同位相となる遅延量が与えられ
る。このような構成の２組の受波整相回路では、同一の
エレメントを用いて２方向の指向性を得ることができ
る。
信号を２つの受波整相回路に導き、受波整相回路内の各
エレメントからの信号の位相を制御することにより、各
々の受信指向性をずらせる方法（例えば、特公昭５６−
２００１７号公報参照）がある。すなわち、第４図のよ
うに＃１〜＃５の各エレメントは各々遅延回路ＴＡ１、
ＴＢ１〜ＴＡ５、ＴＢ５に接続する。Ａグループの遅延
回路は加算器２００へ、Ｂグループの遅延回路は加算器
２００′に接続される。各遅延回路の遅延量は、Ａグル
ープについてはＡ点、ＢグループについてはＢ点からの
音波が各エレメントに到達する時間差（音路差）に相当
する遅延時間で与えられる。すなわち、Ａ点はＢ点から
の超音波信号が各エレメントに入射して音圧に変換さ
れ、各エレメントからの信号が加算器２００又は加算器
２００′の入力端が全て同位相となる遅延量が与えられ
る。このような構成の２組の受波整相回路では、同一の
エレメントを用いて２方向の指向性を得ることができ
る。
例えば、第５図のように、走膏領域が50゜、一画面あた
りの走査本数が50本、診断深度が100mm、フレームレー
トが15フレーム毎秒の場合、並列受波方式を用いること
により、実際には超音波ビームを生体内に発射するのは
実線で示した25本の走査線分だけでよく、前記と同じ走
査領域、走査本数、診断深度のとき、実像時間を約1/2
に短縮することが可能となる。これにより、フレームレ
ートが約２倍の30フレーム毎秒となる。
りの走査本数が50本、診断深度が100mm、フレームレー
トが15フレーム毎秒の場合、並列受波方式を用いること
により、実際には超音波ビームを生体内に発射するのは
実線で示した25本の走査線分だけでよく、前記と同じ走
査領域、走査本数、診断深度のとき、実像時間を約1/2
に短縮することが可能となる。これにより、フレームレ
ートが約２倍の30フレーム毎秒となる。
また、第５図と同じ走査領域、診断深度、フレームレー
トとすると、第６図のように、走査線密度を約２倍の１
画面あたり100本となる。
トとすると、第６図のように、走査線密度を約２倍の１
画面あたり100本となる。
また、第５図と同じ走査本数、診断深度、フレームレー
トとすると、第７図のように走査領域が約２倍の100゜
となる。また、第５図と同じ走査領域、走査本数、フレ
ームレートとすると、第８図のように診断深度が約２倍
の200mmとなる。
トとすると、第７図のように走査領域が約２倍の100゜
となる。また、第５図と同じ走査領域、走査本数、フレ
ームレートとすると、第８図のように診断深度が約２倍
の200mmとなる。
以上をまとめると、並列受波方式を用いる利点は次のよ
うになる。
うになる。
(1)走査本数が一定のとき、 フレームレートの向上がはかれる。
診断深度を深くすることができる。
(2)走査本数を変えた場合、 走査線密度を上げることができる。
走査領域を広げることができる。
また、これらの効果を組み合わせることも可能である。
そこで、第９図右半分の実線部Ａに示す場合と同一の条
件で並列受波方式を用いると、走査線本数が一画面で64
本となるため、前記(2)−の効果により得られる表示
画像は、第９図の左半分の実線及び破線に示すようにな
り、深い深度部においても生体内の運動部分の速度分布
を測定するのに充分な分解能を有し、診断に有効な生体
内速度分布表示画像を提供することができる。
件で並列受波方式を用いると、走査線本数が一画面で64
本となるため、前記(2)−の効果により得られる表示
画像は、第９図の左半分の実線及び破線に示すようにな
り、深い深度部においても生体内の運動部分の速度分布
を測定するのに充分な分解能を有し、診断に有効な生体
内速度分布表示画像を提供することができる。
次に、受波された信号から、血流等の運動速度の速い物
体によりドップラ偏移を受けた信号を抽出する本実施例
の詳細について述べる。
体によりドップラ偏移を受けた信号を抽出する本実施例
の詳細について述べる。
生体内の血流等の運動部分の情報を有するドップラ成分
のみを抽出し、生体内固定部分及び心臓の壁のような部
分は、被測定対象である血流に比較して運動速度が遅
く、かつ、反射強度が血流に比較して通常反射信号が強
大なため血流速度測定に著しい妨害を与える。このよう
な生体内固定部分及び、運動速度の遅い部分の反射信号
成分を除去するために、帰還付多重消去型複素信号キャ
ンセラの一実施例の帰還付二重消去型２チャンネル複素
信号キャンセラ（以下、帰還付多重消去型キャンセラと
いう）を設ける。
のみを抽出し、生体内固定部分及び心臓の壁のような部
分は、被測定対象である血流に比較して運動速度が遅
く、かつ、反射強度が血流に比較して通常反射信号が強
大なため血流速度測定に著しい妨害を与える。このよう
な生体内固定部分及び、運動速度の遅い部分の反射信号
成分を除去するために、帰還付多重消去型複素信号キャ
ンセラの一実施例の帰還付二重消去型２チャンネル複素
信号キャンセラ（以下、帰還付多重消去型キャンセラと
いう）を設ける。
このキャンセラの動作を説明するために、最初の帰還な
しの単一消去型キャンセラについて述べ、後に帰還付二
重消去型キャンセラについて述べる。
しの単一消去型キャンセラについて述べ、後に帰還付二
重消去型キャンセラについて述べる。
第１０図に示す単一消去キャンセラは、ディレーライン
１１２と減算器１１４から構成され、ディレーライン１
１２は繰り返し信号の１周期(T)に一致する遅延時間を
有し、このディレーライン１１２は、例えば、１周期の
中に含まれるクロックパルスの数に等しい記憶素子から
成るメモリ又はシフトレジスタを用いる。ディレーライ
ン１１２には減算器１１４が接続されており、減算器１
１４によつてディレーライン１１２の入力、すなわち現
時刻の信号と、その出力、すなわち１周期前の信号とを
同一深度において逐次両者の差を演算する。このとき現
時刻の入力Ｅ１と出力Ｅ２の入出力関係式は式(11)のよ
うになる。
１１２と減算器１１４から構成され、ディレーライン１
１２は繰り返し信号の１周期(T)に一致する遅延時間を
有し、このディレーライン１１２は、例えば、１周期の
中に含まれるクロックパルスの数に等しい記憶素子から
成るメモリ又はシフトレジスタを用いる。ディレーライ
ン１１２には減算器１１４が接続されており、減算器１
１４によつてディレーライン１１２の入力、すなわち現
時刻の信号と、その出力、すなわち１周期前の信号とを
同一深度において逐次両者の差を演算する。このとき現
時刻の入力Ｅ１と出力Ｅ２の入出力関係式は式(11)のよ
うになる。
Ｅ２＝Ｅ１（ε−ＰＴ−１）……(11) 但し、Ｐ＝ｊω，ω：角速度 復調後の超音波信号、すなわちキャンセラの入力信号を
周波数分析すると、第１３図のＢ１〜Ｂ４に示すよう
な、心臓の壁のように動きの遅い部分又は固定部分とみ
なした生体内臓器の反射信号による周波数成分と、第１
３図のＡ１〜Ａ４に示すような血流等の運動速度の速い
物体によりドップラ偏移を受けた反射信号による周波数
成分とが存在する。心臓の壁のように完全に固定してい
ない臓器による反射信号の周波数成分は、第１３図のＢ
１〜Ｂ４に示すように、繰り返し周波数の近傍にある程
度の幅をもつ。
周波数分析すると、第１３図のＢ１〜Ｂ４に示すよう
な、心臓の壁のように動きの遅い部分又は固定部分とみ
なした生体内臓器の反射信号による周波数成分と、第１
３図のＡ１〜Ａ４に示すような血流等の運動速度の速い
物体によりドップラ偏移を受けた反射信号による周波数
成分とが存在する。心臓の壁のように完全に固定してい
ない臓器による反射信号の周波数成分は、第１３図のＢ
１〜Ｂ４に示すように、繰り返し周波数の近傍にある程
度の幅をもつ。
生体内の低速運動部分及び固定部分による反射信号の周
波数成分を完全に除去し、血流等の運動速度の速い物体
によるドップラ偏移を受けた信号の周波数成分のみを抽
出する理想的なキャンセラの速度レスポンスは、第１２
図のＣに示すようになり、キャンセラ入力信号の周波数
成分を第１３図に示すものとすると、キャンセラの出力
は第１４図のＡ０１〜Ａ０４に示すようになり、心臓の
壁のように動きの遅い部分又は固定部分とみなした生体
臓器の反射信号の信号成分は、完全に除去される。
波数成分を完全に除去し、血流等の運動速度の速い物体
によるドップラ偏移を受けた信号の周波数成分のみを抽
出する理想的なキャンセラの速度レスポンスは、第１２
図のＣに示すようになり、キャンセラ入力信号の周波数
成分を第１３図に示すものとすると、キャンセラの出力
は第１４図のＡ０１〜Ａ０４に示すようになり、心臓の
壁のように動きの遅い部分又は固定部分とみなした生体
臓器の反射信号の信号成分は、完全に除去される。
キャンセラの入力信号の周波数成分を第１３図に示すも
のとすると、第１０図で示した単一消去型キャンセラに
よる出力は、第１４図のＡ１１〜Ｍ１４及びＢ１１〜Ｂ
１４に示すようになり、第１３図のＢ１〜Ｂ４に示した
動きの遅い目標又は固定目標の信号成分を充分に除去で
きない。
のとすると、第１０図で示した単一消去型キャンセラに
よる出力は、第１４図のＡ１１〜Ｍ１４及びＢ１１〜Ｂ
１４に示すようになり、第１３図のＢ１〜Ｂ４に示した
動きの遅い目標又は固定目標の信号成分を充分に除去で
きない。
そこで、生体内固定部分及び心臓の壁のような低速運動
部分からの信号成分を確実に除去し、血流等の運動速度
の速い物体によりドップラ偏移を受けた信号成分を通過
させるキャンセラとして、本実施例では、帰還付多重消
去型キャンセラの一実施例として帰還付二重消去型キャ
ンセラ１０２、１０２′、１０３、１０３′を用いてい
る。
部分からの信号成分を確実に除去し、血流等の運動速度
の速い物体によりドップラ偏移を受けた信号成分を通過
させるキャンセラとして、本実施例では、帰還付多重消
去型キャンセラの一実施例として帰還付二重消去型キャ
ンセラ１０２、１０２′、１０３、１０３′を用いてい
る。
次に、この帰還付二重消去型キャンセラ１０２、１０
２′、１０３、１０３′の詳細構成について第１１図を
用いて説明する。
２′、１０３、１０３′の詳細構成について第１１図を
用いて説明する。
帰還付二重消去型キャンセラ１０２、１０２′、１０
３、１０３′の一実施例の構成は、第１１図に示すよう
に、ディレーライン１１２及び１１３と、減算器１１
４、１１５、１１６及び加算器１１７と、ディレーライ
ン１１３の出力をＫ１倍の帰還量をもってＥｉから減算
させるための帰還ループ１１８及びディレーライン１１
３の出力をＫ２倍の帰還量をもってＥ２に加算させるた
めの帰還ループ１１９によって構成される。この場合の
入力Ｅｉと出力Ｅ０の入出力関係式は、式(12)のように
なる。
３、１０３′の一実施例の構成は、第１１図に示すよう
に、ディレーライン１１２及び１１３と、減算器１１
４、１１５、１１６及び加算器１１７と、ディレーライ
ン１１３の出力をＫ１倍の帰還量をもってＥｉから減算
させるための帰還ループ１１８及びディレーライン１１
３の出力をＫ２倍の帰還量をもってＥ２に加算させるた
めの帰還ループ１１９によって構成される。この場合の
入力Ｅｉと出力Ｅ０の入出力関係式は、式(12)のように
なる。
速度レスポンスは、第12図のＢに示すようになる。
前記式(12)からもわかるように、Ｋ１、Ｋ２の値を変え
ることにより、速度レスポンスが変化し、例えば、
Ｋ１、Ｋ２をともに零とすると、その速度レスポンス
は、Ｂ′のようになる。このように、目的の範囲の速度
レスポンスが得られるようにＫ１、Ｋ２の値を選択する
ことにより、表示したいドップラ（周波数）偏移の範囲
を変えることができ生体内の動きの遅い運動部分又は固
定された部分からの反射信号成分を除去できる。
ることにより、速度レスポンスが変化し、例えば、
Ｋ１、Ｋ２をともに零とすると、その速度レスポンス
は、Ｂ′のようになる。このように、目的の範囲の速度
レスポンスが得られるようにＫ１、Ｋ２の値を選択する
ことにより、表示したいドップラ（周波数）偏移の範囲
を変えることができ生体内の動きの遅い運動部分又は固
定された部分からの反射信号成分を除去できる。
第１２図において、ある一定の速度レスポンスＰ以上に
ならない速度レスポンスの谷の部分は、単一消去型キャ
ンセラの場合ではＰ１となり、帰還付二重消去型キャン
セラの場合ではＰ２となる。このように帰還付二重消去
型キャンセラでは、谷の幅が狭くなり、低速度の血流成
分まで検出することが可能になる。しかし、帰還付二重
消去型キャンセラは、単一消去型キャンセラに比較して
ディレーライン回路が２個あり、書き込み回数が増加し
てしまうという問題点があるが、前記並列受波方式を用
いることにより、フレームレートの向上をはかることが
できるので、前記問題点を解消することができる。
ならない速度レスポンスの谷の部分は、単一消去型キャ
ンセラの場合ではＰ１となり、帰還付二重消去型キャン
セラの場合ではＰ２となる。このように帰還付二重消去
型キャンセラでは、谷の幅が狭くなり、低速度の血流成
分まで検出することが可能になる。しかし、帰還付二重
消去型キャンセラは、単一消去型キャンセラに比較して
ディレーライン回路が２個あり、書き込み回数が増加し
てしまうという問題点があるが、前記並列受波方式を用
いることにより、フレームレートの向上をはかることが
できるので、前記問題点を解消することができる。
帰還付二重消去器を用いたキャンセラの入力信号の周波
数成分を第１３図に示すものとするとき、キャンセラの
出力は、第１４図のＡ２１〜Ａ２４、Ｂ２１〜Ｂ２４に
示すようになる。この結果を単一消去器を用いたキャン
セラの出力（Ａ１１〜Ａ１４、Ｂ１１〜Ｂ１４）及び理
想的なキャンセラの出力（Ａ０１〜Ａ０４）と比較する
と、 Ａ１ｉ＜Ａ２ｉＡ０ｉ Ｂ１ｉ＞Ｂ２ｉ０ 但し、（ｉ＝１〜４） となり、帰還付二重消去器を用いたキャンセラは、単一
消去器を用いたキャンセラよりも、理想的なキャンセラ
に動作が近く、生体内の低速運動部分及び固定部分から
の信号成分を除去し、血流によりドップラ偏移を受けた
信号成分を通過させるキャンセラとして有効である。
数成分を第１３図に示すものとするとき、キャンセラの
出力は、第１４図のＡ２１〜Ａ２４、Ｂ２１〜Ｂ２４に
示すようになる。この結果を単一消去器を用いたキャン
セラの出力（Ａ１１〜Ａ１４、Ｂ１１〜Ｂ１４）及び理
想的なキャンセラの出力（Ａ０１〜Ａ０４）と比較する
と、 Ａ１ｉ＜Ａ２ｉＡ０ｉ Ｂ１ｉ＞Ｂ２ｉ０ 但し、（ｉ＝１〜４） となり、帰還付二重消去器を用いたキャンセラは、単一
消去器を用いたキャンセラよりも、理想的なキャンセラ
に動作が近く、生体内の低速運動部分及び固定部分から
の信号成分を除去し、血流によりドップラ偏移を受けた
信号成分を通過させるキャンセラとして有効である。
次に、帰還付二重消去器を用いたキャンセラの実施例を
第１５図に示す。
第１５図に示す。
第１５図において、１１４、１１５、１１６は減算器、
１１７は加算器、１１８、１１９はセレクタ（帰還ルー
プ）、１２０は外部制御回路、ＲＡＭ(Random Access M
emory)はメモリ、ＲＣ１乃至ＲＣ６はラッチである。
１１７は加算器、１１８、１１９はセレクタ（帰還ルー
プ）、１２０は外部制御回路、ＲＡＭ(Random Access M
emory)はメモリ、ＲＣ１乃至ＲＣ６はラッチである。
本実施例の帰還付二重消去型キャンセラは、第１５図に
示すように、一周期（Ｔ）分の遅延量を持たせるディレ
ーラインに、読み書き自由なメモリＲＡＭを用い、Ｋ１
倍、Ｋ２倍の帰還量を持たせる帰還ループにセレクター
１１８、１１９を用いたものである。帰還量の制御は、
スイッチ等の外部制御回路１２０によって外部から制御
可能である。本実施例においては、並列受波回路によっ
て受波された２チャンネルの信号が、９０゜位相差の異
なる復調信号によって復調されるため、計４個の復調さ
れた信号がキャンセラに入力される。そこで、キャンセ
ラの入力と出力にラッチを設け、これをラッチするタイ
ミング、ＲＡＭの書き込み、読み出しのためのタイミン
グ及びＲＡＭの入出力をラッチするタイミングの制御は
同期回路１１によって行い、４個の復調された信号をキ
ャンセラにおいて処理を行う。
示すように、一周期（Ｔ）分の遅延量を持たせるディレ
ーラインに、読み書き自由なメモリＲＡＭを用い、Ｋ１
倍、Ｋ２倍の帰還量を持たせる帰還ループにセレクター
１１８、１１９を用いたものである。帰還量の制御は、
スイッチ等の外部制御回路１２０によって外部から制御
可能である。本実施例においては、並列受波回路によっ
て受波された２チャンネルの信号が、９０゜位相差の異
なる復調信号によって復調されるため、計４個の復調さ
れた信号がキャンセラに入力される。そこで、キャンセ
ラの入力と出力にラッチを設け、これをラッチするタイ
ミング、ＲＡＭの書き込み、読み出しのためのタイミン
グ及びＲＡＭの入出力をラッチするタイミングの制御は
同期回路１１によって行い、４個の復調された信号をキ
ャンセラにおいて処理を行う。
以上の説明からわかるように、本実施例によれば、以下
に述べるような効果を得ることができる。
に述べるような効果を得ることができる。
（１）超音波パルスドップラ法を用いて生体内運動部の
速度分布を２次元に表示することが可能な超音波診断装
置の超音波受波方式において、受波整相回路４及び５等
からなる並列受波方式を用いることにより、完像時間の
短縮がはかれ、次に述べる〜のうち少なくとも１つ
または、これらの組み合わせの効果を得ることができ
る。
速度分布を２次元に表示することが可能な超音波診断装
置の超音波受波方式において、受波整相回路４及び５等
からなる並列受波方式を用いることにより、完像時間の
短縮がはかれ、次に述べる〜のうち少なくとも１つ
または、これらの組み合わせの効果を得ることができ
る。
フレームレートを上げることが可能になり、これによ
り画像のチラツキを少なくすることができる。
り画像のチラツキを少なくすることができる。
走査線密度を上げることが可能であり、これによりち
密な像を得ることができる。
密な像を得ることができる。
走査領域を広げることが可能であり、これにより、広
範囲な診断領域を得ことができる。
範囲な診断領域を得ことができる。
診断深度を深くすることが可能であり、これにより、
例えば心臓の長軸の血流速度分布像を得るのに有効であ
る。
例えば心臓の長軸の血流速度分布像を得るのに有効であ
る。
（２）帰還付多重消去型複素信号の一実施例として帰還
付二重消去型複素信号キャンセラ１０２、１０２′、１
０３、１０３′を設けることにより、心臓の壁等の動き
の遅い部分又は固定部分からの反射波による信号成分を
充分に除去し、さらに、所定の速度以上の血流を充分な
強度で検出できる。
付二重消去型複素信号キャンセラ１０２、１０２′、１
０３、１０３′を設けることにより、心臓の壁等の動き
の遅い部分又は固定部分からの反射波による信号成分を
充分に除去し、さらに、所定の速度以上の血流を充分な
強度で検出できる。
（３）前記（２）により、所定速度以上の血流信号に対
しては、キャンセラの速度レスポンスが充分平担となる
ので、速度演算器において生体内速度分布を正確に演算
することができる。
しては、キャンセラの速度レスポンスが充分平担となる
ので、速度演算器において生体内速度分布を正確に演算
することができる。
（４）前記（２）の帰還付二重消去型キャンセラの入出
力関係式(12)において、Ｋ１、Ｋ２の値を目的の速度レ
スポンスが得られるように選択することにより、表示し
たいドップラ（周波数）偏移の範囲を変えることができ
る。
力関係式(12)において、Ｋ１、Ｋ２の値を目的の速度レ
スポンスが得られるように選択することにより、表示し
たいドップラ（周波数）偏移の範囲を変えることができ
る。
（５）並列受波装置の受波感度差による信号の乱れを補
正する２チャンネルレベル差補正回路５４、５５を設け
ることにより、画像の乱れの少ない良品質な断層像及び
生体内の運動部分の速度分布像を得ることができる。
正する２チャンネルレベル差補正回路５４、５５を設け
ることにより、画像の乱れの少ない良品質な断層像及び
生体内の運動部分の速度分布像を得ることができる。
（６）前記（１）、（２）、（３）、（４）及び（５）
により、良好な診断資料を提供することができる。
により、良好な診断資料を提供することができる。
以上、本発明を実施例にもとづき具体的に説明したが、
本発明は、前記実施例に限定されるものでなく、その要
旨を逸脱しない範囲において種々変更可能であることは
言うまでもない。
本発明は、前記実施例に限定されるものでなく、その要
旨を逸脱しない範囲において種々変更可能であることは
言うまでもない。
例えば、前記実施例では、２方向並列受波方式で説明し
たが、必要に応じて３方向以上の並列受波方式にしても
よい。また、帰還付多重消去型多チャンネル複素信号キ
ャンセラとして帰還付二重消去型複素信号キャンセラを
用いた例で説明したが、必要に応じて三重、四重等の帰
還付多重消去型複素信号キャンセラとしてもよい。
たが、必要に応じて３方向以上の並列受波方式にしても
よい。また、帰還付多重消去型多チャンネル複素信号キ
ャンセラとして帰還付二重消去型複素信号キャンセラを
用いた例で説明したが、必要に応じて三重、四重等の帰
還付多重消去型複素信号キャンセラとしてもよい。
以上説明したように、本発明によれば、以下に述べるよ
うな効果を得ることができる。
うな効果を得ることができる。
（１）超音波パルスドップラ法を用いて生体内運動部の
速度分布を２次元に表示することが可能な超音波診断装
置の超音波受波方式において、並列受波方式を用いるこ
とにより、次に述べる〜のうち少なくとも１つ又は
これらの組み合わせの効果を得ることができる。
速度分布を２次元に表示することが可能な超音波診断装
置の超音波受波方式において、並列受波方式を用いるこ
とにより、次に述べる〜のうち少なくとも１つ又は
これらの組み合わせの効果を得ることができる。
フレームレートを上げることが可能になり、これによ
り画像のチラツキを少なくすることができる。
り画像のチラツキを少なくすることができる。
走査線密度を上げることが可能であり、これによりち
密な生体内速度分布像を得ることができる。
密な生体内速度分布像を得ることができる。
走査領域を広げることが可能であり、これにより、広
範囲な診断領域を得ることができる。
範囲な診断領域を得ることができる。
診断深度を深くすることが可能であり、これにより、
例えば心臓の長軸の血流速度分布像を得るのに有効であ
る。
例えば心臓の長軸の血流速度分布像を得るのに有効であ
る。
（２）帰還付二重消去型の２チャンネル複素信号キャン
セラを設けることにより、心臓の壁等の動きの遅い部分
又は固定部分からの反射波を充分に除去し、さらに、所
定の速度以上の血流を充分な強度で検出できる。
セラを設けることにより、心臓の壁等の動きの遅い部分
又は固定部分からの反射波を充分に除去し、さらに、所
定の速度以上の血流を充分な強度で検出できる。
（３）前記（２）により、所定速度以上の血流信号に対
しては、キャンセラの速度レスポンスが充分平担となる
ので、速度演算器において、生体内速度分布を正確に演
算することができる。
しては、キャンセラの速度レスポンスが充分平担となる
ので、速度演算器において、生体内速度分布を正確に演
算することができる。
（４）並列受波装置の受波感度差による信号の乱れを補
正する回路を設けることにより、画像の乱れの少ない良
品質な断層像及び生体内運動部速度分布像を得ることが
できる。
正する回路を設けることにより、画像の乱れの少ない良
品質な断層像及び生体内運動部速度分布像を得ることが
できる。
（５）前記（１），（２），（３）及び（４）により、
良好な診断資料を提供することができる。
良好な診断資料を提供することができる。
第１図乃至第１６図は、本発明の一実施例の超音波診断
装置を説明するための図であり、 第１図は、その超音波診断装置の全体の概略構成を示す
ブロック図、 第２図は、受波回路の並列（並列受波装置）の詳細構成
を示すブロック図、 第３図及び第４図は、並列受波回路の原理を説明するた
めの説明図、 第５図乃至第８図は、並列受波方式を用いて表示される
表示画像の例を示す図、 第９図は、従来の超音波受波方式と本実施例の並列受波
方式による表示画像の比較するための図、 第１０図は、単一消去型キャンセラの構成を示すブロッ
ク図、 第１１図は、帰還付二重消去型キャンセラの構成を示す
ブロック図、 第１２図は、単一消去型、帰還付二重型、理想なキャン
セラの速度レスポンスを示す図、 第１３図は、キャンセラ入力の一実施例の周波数特性を
示す図、 第１４図は、キャンセラ入力が第１３図で示されるとき
の単一消去型、帰還付二重消去型、理想なキャンセラの
周波数特性を示す図、 第１５図は、第１１図の帰還付二重消去型キャンセラの
一実施例の詳細な構成を示すブロック図、 第１６図は、感度補正演算処理回路の一実施例の２チャ
ンネルレベル差補正回路の構成を示すブロック図であ
る。 図中、１……探触子、３……送波回路、４Ａ……受波増
幅器、４、５……受波整相回路、６、７、８、９……混
合器、１０……水晶発振器、１１……同期回路、１２…
…９０゜移相器、１３……マルチプレクサ、１９……エ
ンコーダ、２０……画像メモリ、２１……アドレス発生
回路、２２……デジタル・アナログコンバータ、２３、
５２……切換回路、２４……表示装置、５０……検波回
路、５３……表示制御回路、５４、５５……２チャンネ
ルレベル差補正回路、１００、１０１……複素信号変換
器、１０２、１０３……帰還付二重消去型キャンセラ、
１０４、１０５……自己相関器、１０６、１０７……速
度演算器である。
装置を説明するための図であり、 第１図は、その超音波診断装置の全体の概略構成を示す
ブロック図、 第２図は、受波回路の並列（並列受波装置）の詳細構成
を示すブロック図、 第３図及び第４図は、並列受波回路の原理を説明するた
めの説明図、 第５図乃至第８図は、並列受波方式を用いて表示される
表示画像の例を示す図、 第９図は、従来の超音波受波方式と本実施例の並列受波
方式による表示画像の比較するための図、 第１０図は、単一消去型キャンセラの構成を示すブロッ
ク図、 第１１図は、帰還付二重消去型キャンセラの構成を示す
ブロック図、 第１２図は、単一消去型、帰還付二重型、理想なキャン
セラの速度レスポンスを示す図、 第１３図は、キャンセラ入力の一実施例の周波数特性を
示す図、 第１４図は、キャンセラ入力が第１３図で示されるとき
の単一消去型、帰還付二重消去型、理想なキャンセラの
周波数特性を示す図、 第１５図は、第１１図の帰還付二重消去型キャンセラの
一実施例の詳細な構成を示すブロック図、 第１６図は、感度補正演算処理回路の一実施例の２チャ
ンネルレベル差補正回路の構成を示すブロック図であ
る。 図中、１……探触子、３……送波回路、４Ａ……受波増
幅器、４、５……受波整相回路、６、７、８、９……混
合器、１０……水晶発振器、１１……同期回路、１２…
…９０゜移相器、１３……マルチプレクサ、１９……エ
ンコーダ、２０……画像メモリ、２１……アドレス発生
回路、２２……デジタル・アナログコンバータ、２３、
５２……切換回路、２４……表示装置、５０……検波回
路、５３……表示制御回路、５４、５５……２チャンネ
ルレベル差補正回路、１００、１０１……複素信号変換
器、１０２、１０３……帰還付二重消去型キャンセラ、
１０４、１０５……自己相関器、１０６、１０７……速
度演算器である。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 佐藤 裕 千葉県柏市新十余二２番１号 株式会社日 立メデイコ大阪工場内 (56)参考文献 特開 昭58−188433（ＪＰ，Ａ) 特開 昭61−135641（ＪＰ，Ａ) 特開 昭59−105444（ＪＰ，Ａ) 特公 昭56−20017（ＪＰ，Ｂ２)
Claims (1)
- 【請求項１】超音波パルスビームを一定の繰り返し周期
で生体内に送波し、その反射波を受波し、この受波信号
を増幅し、その増幅された受波信号を複数のチャンネル
で同時に受波整相する並列受波装置と、送波繰り返し周
波数の整数倍の周波数を有し、互いに複素関係にある一
組の複素基準信号と増幅された受波信号とを混合して、
受波信号を複素信号に変換する複素信号変換器と、前記
複素信号の遅れ時間を設けて複素信号の自己相関を演算
する自己相関器と、前記自己相関から生体内運動部分の
速度を演算する速度演算器とを具備し、生体内運動部分
の運動速度分布を測定及び表示する超音波診断装置であ
って、前記生体内に打ち出した超音波パルスビームの反
射波を同時に並列受波した受波信号の重み付け演算を行
う第１演算手段と、前記同時受波信号とこの受波信号の
隣りの受波信号とによる重み付け演算を行う第２演算手
段とからなる第１演算処理機構と、同時に並列受波し演
算した血流信号の重み付け演算を行う第３演算手段と、
前記同時演算血流信号とこの信号の隣りの演算血流信号
とによる重み付け演算を行う第４演算手段とからなる第
２演算処理機構を設けたことを特徴とする超音波診断装
置。
Priority Applications (3)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP60031148A JPH0614930B2 (ja) | 1985-02-19 | 1985-02-19 | 超音波診断装置 |
| US06/826,671 US4742830A (en) | 1985-02-19 | 1986-02-06 | Ultrasonic diagnosis apparatus for displaying the distribution of speed of movement of an internal part of a living body |
| DE3605163A DE3605163C2 (de) | 1985-02-19 | 1986-02-18 | Ultraschall-Diagnosegerät |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP60031148A JPH0614930B2 (ja) | 1985-02-19 | 1985-02-19 | 超音波診断装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS61191345A JPS61191345A (ja) | 1986-08-26 |
| JPH0614930B2 true JPH0614930B2 (ja) | 1994-03-02 |
Family
ID=12323349
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP60031148A Expired - Lifetime JPH0614930B2 (ja) | 1985-02-19 | 1985-02-19 | 超音波診断装置 |
Country Status (3)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US4742830A (ja) |
| JP (1) | JPH0614930B2 (ja) |
| DE (1) | DE3605163C2 (ja) |
Families Citing this family (22)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| 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 |
| US4979513A (en) * | 1987-10-14 | 1990-12-25 | Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. | Ultrasonic diagnostic apparatus |
| US5127418A (en) * | 1987-10-14 | 1992-07-07 | Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. | Ultrasonic diagnostic apparatus |
| US4926872A (en) * | 1988-03-28 | 1990-05-22 | Hewlett-Packard Company | Ultrasonic transducer system and method for the operation thereof |
| US5014710A (en) * | 1988-09-13 | 1991-05-14 | Acuson Corporation | Steered linear color doppler imaging |
| DE58909833D1 (de) * | 1988-10-19 | 1998-04-09 | Inst Biomedizinische Technik | Verfahren und Messanordnung zum Messen des Volumenstromes in einer Schicht mit reflektierender Struktur |
| JPH0614928B2 (ja) * | 1988-12-20 | 1994-03-02 | 横河メディカルシステム株式会社 | フェイズドアレイ受信装置 |
| JPH069558B2 (ja) * | 1989-03-15 | 1994-02-09 | 株式会社東芝 | カラー超音波診断装置 |
| JP2772049B2 (ja) * | 1989-07-26 | 1998-07-02 | 株式会社東芝 | 超音波診断装置 |
| US5058593A (en) * | 1990-09-18 | 1991-10-22 | Diasonics, Inc. | Apparatus for processing and displaying ultrasonic data |
| US5099848A (en) * | 1990-11-02 | 1992-03-31 | University Of Rochester | Method and apparatus for breast imaging and tumor detection using modal vibration analysis |
| US5086775A (en) * | 1990-11-02 | 1992-02-11 | University Of Rochester | Method and apparatus for using Doppler modulation parameters for estimation of vibration amplitude |
| JP2615519B2 (ja) * | 1990-11-30 | 1997-05-28 | 松下電器産業株式会社 | 超音波ドプラ血流計 |
| US5423332A (en) * | 1993-07-22 | 1995-06-13 | Uromed Corporation | Device and method for determining the mass or volume of a body part |
| US5386830A (en) * | 1993-10-25 | 1995-02-07 | Advanced Technology Laboratories, Inc. | Ultrasonic pulsed doppler flow measurement system with two dimensional autocorrelation processing |
| US5544655A (en) * | 1994-09-16 | 1996-08-13 | Atlantis Diagnostics International, Llc | Ultrasonic multiline beamforming with interleaved sampling |
| EP1242991B1 (en) * | 2000-08-24 | 2005-12-14 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Ultrasonic diagnostic imaging system transducer array with multiline patches |
| DE60127087T2 (de) * | 2000-08-24 | 2007-12-13 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Ultraschalldiagnose-abbildungssystem mit dynamischer mikrostrahlformung |
| JP2006505321A (ja) * | 2002-11-06 | 2006-02-16 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | 運動部分の３次元撮像用フェーズドアレイ音響システム |
| EP2186470B1 (en) | 2008-11-13 | 2012-07-04 | Fujifilm Corporation | Ultrasonic probe and ultrasonic diagnostic apparatus |
| JP5580524B2 (ja) * | 2008-11-13 | 2014-08-27 | 富士フイルム株式会社 | 超音波探触子及び超音波診断装置 |
| US8241203B2 (en) * | 2010-02-12 | 2012-08-14 | Fogarty Terence M | Inflatable penile prosthesis with spool valve |
Family Cites Families (8)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS5438693A (en) * | 1977-09-02 | 1979-03-23 | Hitachi Medical Corp | Ultrasonic wave diagnosing device |
| US4265126A (en) * | 1979-06-15 | 1981-05-05 | General Electric Company | Measurement of true blood velocity by an ultrasound system |
| JPS5620017A (en) * | 1979-07-30 | 1981-02-25 | Achilles Corp | Production or low-smoking rigid foam |
| US4468747A (en) * | 1980-11-03 | 1984-08-28 | Hewlett-Packard Company | Scan converter system |
| JPS58188433A (ja) * | 1982-04-28 | 1983-11-02 | アロカ株式会社 | 超音波診断装置 |
| DE3484586D1 (de) * | 1983-08-24 | 1991-06-20 | Cgr Ultrasonic | Verfahren zum messen von stroemungsparametern eines fliessfaehigen mediums und vorrichtung zur durchfuehrung dieses verfahrens. |
| JPS6048734A (ja) * | 1983-08-25 | 1985-03-16 | 株式会社東芝 | 超音波流体観測装置 |
| JPS60119929A (ja) * | 1983-12-05 | 1985-06-27 | アロカ株式会社 | 超音波診断装置 |
-
1985
- 1985-02-19 JP JP60031148A patent/JPH0614930B2/ja not_active Expired - Lifetime
-
1986
- 1986-02-06 US US06/826,671 patent/US4742830A/en not_active Expired - Lifetime
- 1986-02-18 DE DE3605163A patent/DE3605163C2/de not_active Expired - Lifetime
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| DE3605163A1 (de) | 1986-08-21 |
| JPS61191345A (ja) | 1986-08-26 |
| US4742830A (en) | 1988-05-10 |
| DE3605163C2 (de) | 1996-11-07 |
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Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| EXPY | Cancellation because of completion of term |