JPH088921B2 - 超音波パルスドプラ診断装置 - Google Patents
超音波パルスドプラ診断装置Info
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- JPH088921B2 JPH088921B2 JP5159836A JP15983693A JPH088921B2 JP H088921 B2 JPH088921 B2 JP H088921B2 JP 5159836 A JP5159836 A JP 5159836A JP 15983693 A JP15983693 A JP 15983693A JP H088921 B2 JPH088921 B2 JP H088921B2
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- echo
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Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、超音波パルスドプラ法
に基づく超音波パルスドプラ診断装置において、特に生
体内の低流速血流の検出方法に関する。
に基づく超音波パルスドプラ診断装置において、特に生
体内の低流速血流の検出方法に関する。
【０００２】
【従来の技術】医療分野で用いられる超音波パルスドプ
ラ診断装置は、生体内の臓器をＢモード断層像（超音波
のビーム方向に対応した線を平面上に設定し、この線を
超音波の伝搬時間に相当する軸とし、この軸上にエコー
強度に応じた明るさ、又は濃さで表示する。この軸をビ
ーム走査に合わせて移動させ被検体断面を画像表示する
方法。）で実時間表示すると共に、生体内に流れている
血流の情報、例えば血液の平均流速、速度分散又は流速
スペクトラムなども併せて実時間で表示する。Ｂモード
断層像は、超音波パルスビームを生体に送信し、生体内
からのエコー信号を受信し、このエコー信号に検波、増
幅及び波形整形などの処理を施してその振幅を輝度信号
に変換し、超音波ビームを走査することによって断層像
が得られる。
ラ診断装置は、生体内の臓器をＢモード断層像（超音波
のビーム方向に対応した線を平面上に設定し、この線を
超音波の伝搬時間に相当する軸とし、この軸上にエコー
強度に応じた明るさ、又は濃さで表示する。この軸をビ
ーム走査に合わせて移動させ被検体断面を画像表示する
方法。）で実時間表示すると共に、生体内に流れている
血流の情報、例えば血液の平均流速、速度分散又は流速
スペクトラムなども併せて実時間で表示する。Ｂモード
断層像は、超音波パルスビームを生体に送信し、生体内
からのエコー信号を受信し、このエコー信号に検波、増
幅及び波形整形などの処理を施してその振幅を輝度信号
に変換し、超音波ビームを走査することによって断層像
が得られる。
【０００３】一方、Ｂモード断層像と併せて表示されて
いる血流情報は、パルスドプラ法に基づいて血球からの
エコーのドプラシフトを計測することによって得られ
る。パルスドプラ法は、走査している超音波ビームの各
ビーム方向について超音波パルスを所定の周期で複数回
生体に順次送り、それぞれその生体内から返ってくるエ
コー信号を受信し、超音波パルスによるエコー信号の位
相変化、すなわちドプラシフト周波数を検出する方法で
ある。このドプラシフト周波数の検出は、通常エコー信
号を直交位相検波して得られるエコーの複素信号によ
る。
いる血流情報は、パルスドプラ法に基づいて血球からの
エコーのドプラシフトを計測することによって得られ
る。パルスドプラ法は、走査している超音波ビームの各
ビーム方向について超音波パルスを所定の周期で複数回
生体に順次送り、それぞれその生体内から返ってくるエ
コー信号を受信し、超音波パルスによるエコー信号の位
相変化、すなわちドプラシフト周波数を検出する方法で
ある。このドプラシフト周波数の検出は、通常エコー信
号を直交位相検波して得られるエコーの複素信号によ
る。
【０００４】パルスドプラ法により順次受信されたエコ
ー信号は、血流からのドプラシフトを受けたエコーによ
るドプラ成分と、生体内部にある血流以外の静止又は動
きの少ないエコー源、例えば心臓壁又は血管壁のような
低い速度で動く臓器からのエコーによるクラッタ成分と
が含まれている。また、細い血管は、太い血管に比べ一
般にクラッタ成分が多い。これは超音波ビームの広がり
によって血管部と血管部以外とに超音波が照射されるた
めである。このような場合、エコー信号からドプラ成分
のみを抽出し、ドプラシフト周波数を精度よく計測する
ためには、エコー信号におけるクラッタ成分を抑圧する
必要がある。
ー信号は、血流からのドプラシフトを受けたエコーによ
るドプラ成分と、生体内部にある血流以外の静止又は動
きの少ないエコー源、例えば心臓壁又は血管壁のような
低い速度で動く臓器からのエコーによるクラッタ成分と
が含まれている。また、細い血管は、太い血管に比べ一
般にクラッタ成分が多い。これは超音波ビームの広がり
によって血管部と血管部以外とに超音波が照射されるた
めである。このような場合、エコー信号からドプラ成分
のみを抽出し、ドプラシフト周波数を精度よく計測する
ためには、エコー信号におけるクラッタ成分を抑圧する
必要がある。
【０００５】図７にドプラ成分とクラッタ成分の振幅ス
ペクトルの一例を示す。図（ａ）にクラッタ成分が大き
い場合の一例を示し、図（ｂ）にクラッタ成分が小さい
場合の一例を示す。図に示すようにクラッタ成分の振幅
はドプラ成分の振幅より大きく、一般に数十ｄＢの差が
ある。このクラッタ成分の振幅は局所的に変化し、ドプ
ラ成分は振幅の高いクラッタに重畳する場合と振幅の低
いクラッタに重畳する場合とがある。このように、クラ
ッタ成分とドプラ成分とが局所的に変化するため、エコ
ー信号も局所的に変化する。
ペクトルの一例を示す。図（ａ）にクラッタ成分が大き
い場合の一例を示し、図（ｂ）にクラッタ成分が小さい
場合の一例を示す。図に示すようにクラッタ成分の振幅
はドプラ成分の振幅より大きく、一般に数十ｄＢの差が
ある。このクラッタ成分の振幅は局所的に変化し、ドプ
ラ成分は振幅の高いクラッタに重畳する場合と振幅の低
いクラッタに重畳する場合とがある。このように、クラ
ッタ成分とドプラ成分とが局所的に変化するため、エコ
ー信号も局所的に変化する。
【０００６】このクラッタ成分を抑圧するため、通常、
高域通過のＦＩＲ（Finite ImpulseResponse)フィルタ
又はＭＴＩ（Moving Target Indication) フィルタを用
いてエコー信号をフィルタリングし、周波数の低いクラ
ッタ成分を排除する。このフィルタリングは、一般的に
エコー信号が直交位相検波された後の複素信号、すなわ
ち実数部信号Ｉ（以下、信号Ｉと呼ぶ）と虚数部信号Ｑ
（以下、信号Ｑと呼ぶ）との各々について行われてい
る。そして、フィルタの出力は位相変化、すなわちドプ
ラシフト周波数を検出するように信号処理され、血流情
報へと変換される。
高域通過のＦＩＲ（Finite ImpulseResponse)フィルタ
又はＭＴＩ（Moving Target Indication) フィルタを用
いてエコー信号をフィルタリングし、周波数の低いクラ
ッタ成分を排除する。このフィルタリングは、一般的に
エコー信号が直交位相検波された後の複素信号、すなわ
ち実数部信号Ｉ（以下、信号Ｉと呼ぶ）と虚数部信号Ｑ
（以下、信号Ｑと呼ぶ）との各々について行われてい
る。そして、フィルタの出力は位相変化、すなわちドプ
ラシフト周波数を検出するように信号処理され、血流情
報へと変換される。
【０００７】
【発明が解決しようとする課題】上記のように高域通過
フィルタによって、エコー信号に含まれる低周波のクラ
ッタ成分が抑圧されるが、血流速度の遅い、つまりドプ
ラシフト周波数の低いドプラ成分もこれによって抑圧さ
れる。また高域通過フィルタの低周波領域における減衰
量を少なくして低流速血流の検出能力を改善しようとす
ると、クラッタ成分の除去が不十分となる。
フィルタによって、エコー信号に含まれる低周波のクラ
ッタ成分が抑圧されるが、血流速度の遅い、つまりドプ
ラシフト周波数の低いドプラ成分もこれによって抑圧さ
れる。また高域通過フィルタの低周波領域における減衰
量を少なくして低流速血流の検出能力を改善しようとす
ると、クラッタ成分の除去が不十分となる。
【０００８】本発明は、上記のような問題点を解決する
ためになされたもので、クラッタ成分を効率的に抑圧
し、低流速血流の検出能が優れた超音波パルスドプラ診
断装置の実現を目的とする。
ためになされたもので、クラッタ成分を効率的に抑圧
し、低流速血流の検出能が優れた超音波パルスドプラ診
断装置の実現を目的とする。
【０００９】
【課題を解決するための手段】本発明では、エコー信号
を瀘波してドプラ情報計算回路に与える高域通過フィル
タ手段の低周波領域における減衰量を、エコー信号の振
幅又は強度に応じて調節する。本発明は、低周波領域に
おける減衰量を調節可能な高域通過フィルタ手段と、エ
コー信号の振幅又はエネルギー強度を少なくとも１つの
閾値と比較することによりそのエコー信号を複数のレベ
ルに分類するエコー信号分類手段と、振幅の小さいレベ
ルに分類されたエコー信号ほど前記高域通過フィルタ手
段の低周波領域における減衰量を少なくする減衰量調節
手段とを備え、前記エコー信号分類手段で用いられる前
記閾値が、前記エコー信号に対応する超音波の生体内伝
搬距離に対応して調節されることを特徴とする。
を瀘波してドプラ情報計算回路に与える高域通過フィル
タ手段の低周波領域における減衰量を、エコー信号の振
幅又は強度に応じて調節する。本発明は、低周波領域に
おける減衰量を調節可能な高域通過フィルタ手段と、エ
コー信号の振幅又はエネルギー強度を少なくとも１つの
閾値と比較することによりそのエコー信号を複数のレベ
ルに分類するエコー信号分類手段と、振幅の小さいレベ
ルに分類されたエコー信号ほど前記高域通過フィルタ手
段の低周波領域における減衰量を少なくする減衰量調節
手段とを備え、前記エコー信号分類手段で用いられる前
記閾値が、前記エコー信号に対応する超音波の生体内伝
搬距離に対応して調節されることを特徴とする。
【００１０】また、本発明では、前記高域通過フィルタ
手段に、低周波領域における減衰量が異なりかつエコー
信号が並列的に入力される複数の高域通過フィルタを設
け、減衰量調節手段がエコー信号のレベルに応じて前記
複数の高域通過フィルタの出力のうちの一つを選択する
構成とすることもできる。更に、エコー信号分類手段
が、同一ビーム方向に対して複数回送信される超音波パ
ルスの初回送信に対する前記エコー信号についてのみ分
類を行う構成とすることもできる。
手段に、低周波領域における減衰量が異なりかつエコー
信号が並列的に入力される複数の高域通過フィルタを設
け、減衰量調節手段がエコー信号のレベルに応じて前記
複数の高域通過フィルタの出力のうちの一つを選択する
構成とすることもできる。更に、エコー信号分類手段
が、同一ビーム方向に対して複数回送信される超音波パ
ルスの初回送信に対する前記エコー信号についてのみ分
類を行う構成とすることもできる。
【００１１】
【作用】本発明において、エコー信号分類手段は、エコ
ー信号の振幅又は強度を少なくとも１つの閾値と比較す
ることによりそのエコー信号を複数のレベルに分類す
る。この分類結果は、エコー信号に占めるクラッタ成分
の量の多少を示す。この分類の際に用いられる閾値は、
当該エコー信号に対応する超音波の生体内伝搬距離に対
応して調節される。このような調節の結果、生体内にお
ける超音波の伝搬損失によるエコー信号の減衰の影響を
排除して、生体のどのような深さについてのエコー信号
に対しても、クラッタ成分量の判定において適切な閾値
を用いることができる。減衰量調節手段は、前記分類の
結果に応じ、振幅又は強度の小さいレベルに分類された
エコー信号ほど減衰量が少なくなるように高域通過フィ
ルタ手段の低周波領域の減衰量を調節する。エコー信号
は、このようにして減衰量が調節された高域通過フィル
タ手段に対して入力されて瀘波された後、ドプラ情報計
算回路に入力され、ドプラ情報算出に供される。
ー信号の振幅又は強度を少なくとも１つの閾値と比較す
ることによりそのエコー信号を複数のレベルに分類す
る。この分類結果は、エコー信号に占めるクラッタ成分
の量の多少を示す。この分類の際に用いられる閾値は、
当該エコー信号に対応する超音波の生体内伝搬距離に対
応して調節される。このような調節の結果、生体内にお
ける超音波の伝搬損失によるエコー信号の減衰の影響を
排除して、生体のどのような深さについてのエコー信号
に対しても、クラッタ成分量の判定において適切な閾値
を用いることができる。減衰量調節手段は、前記分類の
結果に応じ、振幅又は強度の小さいレベルに分類された
エコー信号ほど減衰量が少なくなるように高域通過フィ
ルタ手段の低周波領域の減衰量を調節する。エコー信号
は、このようにして減衰量が調節された高域通過フィル
タ手段に対して入力されて瀘波された後、ドプラ情報計
算回路に入力され、ドプラ情報算出に供される。
【００１２】ここで、高域通過フィルタ手段として、低
周波領域における減衰量が異なる複数の高域通過フィル
タを含む構成を採用した場合、それら複数の高域通過フ
ィルタには、エコー信号がそれぞれ入力される。減衰量
調節手段は、エコー信号分類手段の分類結果に応じてそ
れら複数の高域通過フィルタの出力のうち一つを選択
し、ドプラ情報計算回路に対して出力させる。なお、こ
のほかにも、高域通過フィルタ手段としては、低周波領
域における減衰量が例えばフィルタの係数の調整等によ
り調節可能な単体の高域通過フィルタを用いることも可
能である。
周波領域における減衰量が異なる複数の高域通過フィル
タを含む構成を採用した場合、それら複数の高域通過フ
ィルタには、エコー信号がそれぞれ入力される。減衰量
調節手段は、エコー信号分類手段の分類結果に応じてそ
れら複数の高域通過フィルタの出力のうち一つを選択
し、ドプラ情報計算回路に対して出力させる。なお、こ
のほかにも、高域通過フィルタ手段としては、低周波領
域における減衰量が例えばフィルタの係数の調整等によ
り調節可能な単体の高域通過フィルタを用いることも可
能である。
【００１３】なお、複数個の前記超音波パルスの各送信
に対するエコー振幅値はほぼ等しく、初回送信のエコー
信号のみの測定を行うことにより、信号処理の迅速化が
可能である。
に対するエコー振幅値はほぼ等しく、初回送信のエコー
信号のみの測定を行うことにより、信号処理の迅速化が
可能である。
【００１４】
【実施例】図１に本発明の一実施例による超音波パルス
ドプラ診断装置の概略構成を示す。
ドプラ診断装置の概略構成を示す。
【００１５】図１において、多数の微小振動子を有する
超音波探触子１の出力側は、超音波ビームを送波するた
めの高周波パルス発振器と、エコーを受信する受信器
と、超音波ビームのスキャンを行うための遅延回路とを
有する送受信回路２に接続される。送受信回路２の出力
側は、断層データ処理装置１０１とドプラ信号処理装置
１０２とに接続されている。
超音波探触子１の出力側は、超音波ビームを送波するた
めの高周波パルス発振器と、エコーを受信する受信器
と、超音波ビームのスキャンを行うための遅延回路とを
有する送受信回路２に接続される。送受信回路２の出力
側は、断層データ処理装置１０１とドプラ信号処理装置
１０２とに接続されている。
【００１６】前記断層データ処理装置１０１は、Ｂモー
ド断層像を得るための装置であり、信号検波処理、受信
信号の増幅、信号波形の整形などを行う受波整形検波回
路３と、この受波整形検波回路３の出力信号をデジタル
信号に変換するためのＡ／Ｄコンバータ４とを備え、こ
のＡ／Ｄコンバータ４の出力側は、画像表示処理をする
ためのデジタル・スキャン・コンバータ（以下、ＤＳＣ
と呼ぶ）を有する画像表示発生回路９に接続される。
ド断層像を得るための装置であり、信号検波処理、受信
信号の増幅、信号波形の整形などを行う受波整形検波回
路３と、この受波整形検波回路３の出力信号をデジタル
信号に変換するためのＡ／Ｄコンバータ４とを備え、こ
のＡ／Ｄコンバータ４の出力側は、画像表示処理をする
ためのデジタル・スキャン・コンバータ（以下、ＤＳＣ
と呼ぶ）を有する画像表示発生回路９に接続される。
【００１７】また、前記ドプラ信号処理装置１０２は、
ドプラシフト周波数を検出し、生体の血流情報を得るた
めの装置であり、受信信号の増幅及び直交位相検波処理
を行う直交位相検波回路５と、その出力側に接続される
検波出力をデジタル信号に変換するためのＡ／Ｄコンバ
ータ６と、その出力側に接続されるクラッタ成分を抑圧
するためのクラッタ抑圧回路７と、その出力側に接続さ
れる血流情報計算回路８とを備える。血流情報計算回路
８は、ドプラシフト周波数の検出、すなわち血流の平均
流速、速度分散又は流速スペクトラムの算出と、算出値
に応じた符号化などを行う回路である。そして、血流情
報計算回路８の出力側は、画像表示発生回路９に接続さ
れている。この画像表示発生回路９の出力側は、ＣＲＴ
を有する表示器１０が接続されている。
ドプラシフト周波数を検出し、生体の血流情報を得るた
めの装置であり、受信信号の増幅及び直交位相検波処理
を行う直交位相検波回路５と、その出力側に接続される
検波出力をデジタル信号に変換するためのＡ／Ｄコンバ
ータ６と、その出力側に接続されるクラッタ成分を抑圧
するためのクラッタ抑圧回路７と、その出力側に接続さ
れる血流情報計算回路８とを備える。血流情報計算回路
８は、ドプラシフト周波数の検出、すなわち血流の平均
流速、速度分散又は流速スペクトラムの算出と、算出値
に応じた符号化などを行う回路である。そして、血流情
報計算回路８の出力側は、画像表示発生回路９に接続さ
れている。この画像表示発生回路９の出力側は、ＣＲＴ
を有する表示器１０が接続されている。
【００１８】本発明に係る前記クラッタ抑圧回路７の構
成を図２に示す。図２に示すクラッタ抑圧回路７は、Ａ
／Ｄコンバータ６の出力信号である信号７５Ｉ及び信号
７５Ｑからエコー信号の振幅を計算するための振幅計算
部７１と、エコー信号の振幅を閾値で分類するためのエ
コー信号振幅分類部７０１とクラッタ成分を抑圧するた
めの振幅適応高域通過フィルタリング部７６Ｉ及び７６
Ｑとを有する。このエコー信号振幅分類部７０１は、所
定の振幅閾値をデータとして有する閾値テーブル７４と
この閾値テ−ブル７４のデータの振幅と振幅計算部７１
の振幅を比較するための比較器７２とその出力信号を保
持するためのラッチ７３とを有する。次に、図を用いて
クラッタ抑圧回路７の動作の説明を行う。図２のクラッ
タ抑圧回路７には、直交位相検波回路５の出力信号であ
る信号Ｉ及び信号Ｑが、Ａ／Ｄコンバータ６Ｉ及び６Ｑ
でＡ／Ｄ変換されたデジタル信号７５Ｉ及び信号７５Ｑ
が力される。この信号７５Ｉ及び信号７５Ｑは、振幅計
算部７１に入力される。
成を図２に示す。図２に示すクラッタ抑圧回路７は、Ａ
／Ｄコンバータ６の出力信号である信号７５Ｉ及び信号
７５Ｑからエコー信号の振幅を計算するための振幅計算
部７１と、エコー信号の振幅を閾値で分類するためのエ
コー信号振幅分類部７０１とクラッタ成分を抑圧するた
めの振幅適応高域通過フィルタリング部７６Ｉ及び７６
Ｑとを有する。このエコー信号振幅分類部７０１は、所
定の振幅閾値をデータとして有する閾値テーブル７４と
この閾値テ−ブル７４のデータの振幅と振幅計算部７１
の振幅を比較するための比較器７２とその出力信号を保
持するためのラッチ７３とを有する。次に、図を用いて
クラッタ抑圧回路７の動作の説明を行う。図２のクラッ
タ抑圧回路７には、直交位相検波回路５の出力信号であ
る信号Ｉ及び信号Ｑが、Ａ／Ｄコンバータ６Ｉ及び６Ｑ
でＡ／Ｄ変換されたデジタル信号７５Ｉ及び信号７５Ｑ
が力される。この信号７５Ｉ及び信号７５Ｑは、振幅計
算部７１に入力される。
【００１９】振幅計算部７１は、エコー信号の振幅Ａを Ａ＝（Ｉ2 ＋Ｑ2 ）1/2 （１） と計算する。この（１）式による演算結果は、超音波パ
ルスの送信回数と同数得ることが可能である。しかし、
この振幅Ａの個々の信号の大きさはほぼ等しく、初回送
信におけるエコー信号の振幅Ａのみを用いる。この振幅
計算部７１による（１）式の計算結果である振幅Ａと、
閾値テーブル７４内の閾値ｈとの、比較を比較器７２に
より行う。この閾値テーブル７４は記憶装置を有し、振
幅Ａの閾値ｈのデータを保持する。この閾値ｈは超音波
の伝搬距離における伝搬損失を考慮して図３に示すよう
に音波の伝搬距離ｄの関数として与えらている。また、
この問題ｈは図示されていないゲイン情報２１に応じて
変化させることができる。
ルスの送信回数と同数得ることが可能である。しかし、
この振幅Ａの個々の信号の大きさはほぼ等しく、初回送
信におけるエコー信号の振幅Ａのみを用いる。この振幅
計算部７１による（１）式の計算結果である振幅Ａと、
閾値テーブル７４内の閾値ｈとの、比較を比較器７２に
より行う。この閾値テーブル７４は記憶装置を有し、振
幅Ａの閾値ｈのデータを保持する。この閾値ｈは超音波
の伝搬距離における伝搬損失を考慮して図３に示すよう
に音波の伝搬距離ｄの関数として与えらている。また、
この問題ｈは図示されていないゲイン情報２１に応じて
変化させることができる。
【００２０】比較器７２の出力信号は、図示されていな
い制御回路からの初回送信信号２２のタイミングによ
り、ラッチ７３において振幅Ａの比較結果として保持さ
れる。この比較器７２の比較結果は、Ａ≧ｈのとき
“１”に、それ以外のとき“０”になる。
い制御回路からの初回送信信号２２のタイミングによ
り、ラッチ７３において振幅Ａの比較結果として保持さ
れる。この比較器７２の比較結果は、Ａ≧ｈのとき
“１”に、それ以外のとき“０”になる。
【００２１】ラッチされた比較器７２の出力信号と信号
７５Ｉ及び信号７５Ｑとは、振幅適応高域通過フィルタ
リング部７６Ｉ及び７６Ｑに入力される。この振幅適応
高域通過フィルタリング部７６Ｉ及び７６Ｑは、図４に
示すようにＬフィルタ（低周波数帯域における減衰量の
少ない高域通過ＦＩＲフィルタ）と、Ｈフィルタ（低周
波数帯域における減衰量の多い高域通過ＦＩＲフィル
タ）とを有しており、この２つのフィルタの周波数特性
の一例を図５に示す。振幅適応高域通過フィルタリング
部７６Ｉ及び７６Ｑでは、比較器７２の出力が“１”の
場合、Ｈフィルタが選択され、比較器７２の出力が
“０”の場合、Ｌフィルタが選択されて信号７５Ｉ及び
信号７５Ｑをフィルタリングする。
７５Ｉ及び信号７５Ｑとは、振幅適応高域通過フィルタ
リング部７６Ｉ及び７６Ｑに入力される。この振幅適応
高域通過フィルタリング部７６Ｉ及び７６Ｑは、図４に
示すようにＬフィルタ（低周波数帯域における減衰量の
少ない高域通過ＦＩＲフィルタ）と、Ｈフィルタ（低周
波数帯域における減衰量の多い高域通過ＦＩＲフィル
タ）とを有しており、この２つのフィルタの周波数特性
の一例を図５に示す。振幅適応高域通過フィルタリング
部７６Ｉ及び７６Ｑでは、比較器７２の出力が“１”の
場合、Ｈフィルタが選択され、比較器７２の出力が
“０”の場合、Ｌフィルタが選択されて信号７５Ｉ及び
信号７５Ｑをフィルタリングする。
【００２２】次に、本発明の実施例の動作について説明
する。初めに、送受信回路２からの高周波パルスが探触
子１に印加されることにより、探触子１から超音波ビー
ムを生体内に送波する。生体内から返ってくるエコー
は、探触子１で受信され送受信回路２に入力される。送
受信回路２で所定の処理をされたエコー信号は、断層デ
ータ処理装置１０１とドプラ信号処理装置１０２に入力
される。断層データ処理装置１０１に入力されるエコー
信号には、受波整形検波回路３により、検波増幅及び波
形整形などの信号処理が行われ、その出力がＡ／Ｄコン
バータ４でデジタル信号に変換され後、ＤＳＣ（Ｄｉｇ
ｉｔａｌ Ｓｃａｎ Ｃｏｎｖｅｒｔｅｒ）を含む画像
表示発生回路９に入力され、この画像表示発生回路９に
より、Ｂモード断層画像としてＣＲＴ表示器１０に表示
される。
する。初めに、送受信回路２からの高周波パルスが探触
子１に印加されることにより、探触子１から超音波ビー
ムを生体内に送波する。生体内から返ってくるエコー
は、探触子１で受信され送受信回路２に入力される。送
受信回路２で所定の処理をされたエコー信号は、断層デ
ータ処理装置１０１とドプラ信号処理装置１０２に入力
される。断層データ処理装置１０１に入力されるエコー
信号には、受波整形検波回路３により、検波増幅及び波
形整形などの信号処理が行われ、その出力がＡ／Ｄコン
バータ４でデジタル信号に変換され後、ＤＳＣ（Ｄｉｇ
ｉｔａｌ Ｓｃａｎ Ｃｏｎｖｅｒｔｅｒ）を含む画像
表示発生回路９に入力され、この画像表示発生回路９に
より、Ｂモード断層画像としてＣＲＴ表示器１０に表示
される。
【００２３】一方、ドプラ信号処理装置１０２に入力さ
れるエコー信号は、直交位相検波回路５で増幅及び直交
位相検波されて信号Ｉ及び信号Ｑの直交信号として出力
される。この信号Ｉと信号Ｑの直交信号がそれぞれＡ／
Ｄコンバータ６でデジタル信号に変換された後、クラッ
タ抑圧回路７に入力される。
れるエコー信号は、直交位相検波回路５で増幅及び直交
位相検波されて信号Ｉ及び信号Ｑの直交信号として出力
される。この信号Ｉと信号Ｑの直交信号がそれぞれＡ／
Ｄコンバータ６でデジタル信号に変換された後、クラッ
タ抑圧回路７に入力される。
【００２４】クラッタ抑圧回路７は、初めに初回送信に
おけるエコー信号の振幅Ａが（１）式により計算され
る。（１）式の計算結果である振幅Ａは比較器７２にお
いて閾値テーブル７４内に予め保持されている閾値ｈと
比較される。比較器７２の比較結果は、振幅適応高域通
過フィルタリング部７６Ｉ及び７６Ｑに入力される。比
較器７２の出力は、Ａ≧ｈのときに“１”であり、この
場合振幅適応高域通過フィルタリング部７６Ｉ及び７６
ＱではＨフィルタが選択される。これ以外の場合、Ｌフ
ィルタが選択される。このようにエコー信号の振幅に応
じて低周波帯域における減衰量の異なる高域通過フィル
タが適応的に選択される。
おけるエコー信号の振幅Ａが（１）式により計算され
る。（１）式の計算結果である振幅Ａは比較器７２にお
いて閾値テーブル７４内に予め保持されている閾値ｈと
比較される。比較器７２の比較結果は、振幅適応高域通
過フィルタリング部７６Ｉ及び７６Ｑに入力される。比
較器７２の出力は、Ａ≧ｈのときに“１”であり、この
場合振幅適応高域通過フィルタリング部７６Ｉ及び７６
ＱではＨフィルタが選択される。これ以外の場合、Ｌフ
ィルタが選択される。このようにエコー信号の振幅に応
じて低周波帯域における減衰量の異なる高域通過フィル
タが適応的に選択される。
【００２５】エコー信号は、図７を用いて説明したよう
にドプラ成分とクラッタ成分とを有する。この図７に示
すエコー信号を、本発明に係る図５に示す高域通過フィ
ルタによりフィルタリングする一例を図６に示す。図６
（ａ）にクラッタ成分が大きい場合の一例を示し、図６
（ｂ）にクラッタ成分が小さい場合の一例を示す。
にドプラ成分とクラッタ成分とを有する。この図７に示
すエコー信号を、本発明に係る図５に示す高域通過フィ
ルタによりフィルタリングする一例を図６に示す。図６
（ａ）にクラッタ成分が大きい場合の一例を示し、図６
（ｂ）にクラッタ成分が小さい場合の一例を示す。
【００２６】エコー信号が大きい場合、つまりクラッタ
成分が大きい場合、本発明では、振幅適応高域通過フィ
ルタリング部のＨフィルタが選択される。この場合の一
例を図６（ａ）に示す。この場合、クラッタ成分が抑圧
されると共に、低周波域のドプラ成分も幾分抑圧され
る。これは、従来の装置でＨフィルタのみを用いた結果
と等価である。ただし、従来の装置によりＨフィルタの
みを用いる場合は、エコ−信号が小さい時もドプラ成分
が抑圧される。また、従来の装置によりＬフィルタのみ
を用いる場合は，クラッタ成分の抑圧が不十分である。
成分が大きい場合、本発明では、振幅適応高域通過フィ
ルタリング部のＨフィルタが選択される。この場合の一
例を図６（ａ）に示す。この場合、クラッタ成分が抑圧
されると共に、低周波域のドプラ成分も幾分抑圧され
る。これは、従来の装置でＨフィルタのみを用いた結果
と等価である。ただし、従来の装置によりＨフィルタの
みを用いる場合は、エコ−信号が小さい時もドプラ成分
が抑圧される。また、従来の装置によりＬフィルタのみ
を用いる場合は，クラッタ成分の抑圧が不十分である。
【００２７】エコー信号が小さい場合、つまりクラッタ
成分が小さい場合、本発明では、振幅適応高域通過フィ
ルタリング部のＬフィルタが選択される。この場合の一
例を図６（ｂ）に示す。これはクラッタ成分の振幅が小
さいため、Ｌフィルタを用いてもクラッタ成分を十分抑
圧でき、ドプラ成分の減衰が少なくて済み、低流速血流
の検出能力を改善できる。
成分が小さい場合、本発明では、振幅適応高域通過フィ
ルタリング部のＬフィルタが選択される。この場合の一
例を図６（ｂ）に示す。これはクラッタ成分の振幅が小
さいため、Ｌフィルタを用いてもクラッタ成分を十分抑
圧でき、ドプラ成分の減衰が少なくて済み、低流速血流
の検出能力を改善できる。
【００２８】超音波パルスドプラ診断装置においては、
クラッタ成分の振幅が局所的に変化するため、本発明に
よりエコー信号（クラッタ成分）の振幅に応じて適応的
にフィルタを切り換えることにより、効率的にクラッタ
を抑圧できる。
クラッタ成分の振幅が局所的に変化するため、本発明に
よりエコー信号（クラッタ成分）の振幅に応じて適応的
にフィルタを切り換えることにより、効率的にクラッタ
を抑圧できる。
【００２９】以上により、クラッタ成分が抑圧された信
号Ｉと信号Ｑの直交信号が血流情報計算回路８に入力さ
れる。血流情報計算回路８は、ドプラシフト周波数の検
出、すなわち血流の平均流速、速度分散又は流速スペク
トラムの算出と、算出値に応じたコーディングなどの信
号処理が行われる。そして、血流情報計算回路８の出力
は、画像表示発生回路９に入力され、血流情報がＢモー
ド断層像と併せてＣＲＴ表示器１０に表示される。
号Ｉと信号Ｑの直交信号が血流情報計算回路８に入力さ
れる。血流情報計算回路８は、ドプラシフト周波数の検
出、すなわち血流の平均流速、速度分散又は流速スペク
トラムの算出と、算出値に応じたコーディングなどの信
号処理が行われる。そして、血流情報計算回路８の出力
は、画像表示発生回路９に入力され、血流情報がＢモー
ド断層像と併せてＣＲＴ表示器１０に表示される。
【００３０】図２では、説明を簡単にするため、エコー
の振幅を大きいか小さいかの２つに分類しているが、２
つ以上の分類数も可能である。また、この分類を振幅Ａ
により行っているが、強度Ａ2 （＝Ｉ2 ＋Ｑ2 ）により
分類しても同じ効果がある。また、振幅適応高域通過フ
ィルタリング部を２つのフィルタを切り換えることによ
り行っているが、１つのＦＩＲ又はＩＩＲ（Infinite I
mpulse Response)フィルタを備え、このフィルタの係数
を変化させることによる方法も可能である。
の振幅を大きいか小さいかの２つに分類しているが、２
つ以上の分類数も可能である。また、この分類を振幅Ａ
により行っているが、強度Ａ2 （＝Ｉ2 ＋Ｑ2 ）により
分類しても同じ効果がある。また、振幅適応高域通過フ
ィルタリング部を２つのフィルタを切り換えることによ
り行っているが、１つのＦＩＲ又はＩＩＲ（Infinite I
mpulse Response)フィルタを備え、このフィルタの係数
を変化させることによる方法も可能である。
【００３１】
【発明の効果】以上説明したように、本発明によれば、
単にエコー信号の振幅又は強度の大きさにより高域通過
フィルタ手段の低周波成分における減衰量を調節するだ
けでなく、エコー信号の振幅又は強度の大きさの判断基
準となる閾値を超音波の生体内における伝搬距離に応じ
て調節することにより、生体の浅部から深部にわたっ
て、クラッタ成分を効率的に抑圧しつつ低流速血流のド
プラ成分の検出能力を改善することが可能となる。
単にエコー信号の振幅又は強度の大きさにより高域通過
フィルタ手段の低周波成分における減衰量を調節するだ
けでなく、エコー信号の振幅又は強度の大きさの判断基
準となる閾値を超音波の生体内における伝搬距離に応じ
て調節することにより、生体の浅部から深部にわたっ
て、クラッタ成分を効率的に抑圧しつつ低流速血流のド
プラ成分の検出能力を改善することが可能となる。
【００３２】また、本発明によれば、エコー信号分類手
段が、同一ビーム方向に対して複数回送信される超音波
パルスの初回送信に対する前記エコー信号についてのみ
分類を行う構成とすることにより、信号処理の迅速化を
図ることができる。
段が、同一ビーム方向に対して複数回送信される超音波
パルスの初回送信に対する前記エコー信号についてのみ
分類を行う構成とすることにより、信号処理の迅速化を
図ることができる。
【図１】本発明に係る超音波パルスドプラ診断装置の概
略構成を説明する図である。
略構成を説明する図である。
【図２】本発明の実施例に係るクラッタ抑圧回路の概略
ブロック図である。
ブロック図である。
【図３】本発明の実施例に係るエコー信号の振幅閾値の
設定の一例を示す図である。
設定の一例を示す図である。
【図４】本発明の実施例に係る振幅適応高域通過フィル
タリング部の概略構成図である。
タリング部の概略構成図である。
【図５】本発明の実施例に係る高域通過フィルタの周波
数特性の一例を示す図である。
数特性の一例を示す図である。
【図６】エコー信号の振幅の周波数特性と本発明の実施
例に係る高域通過フィルタの周波数特性との関係を示す
図である。
例に係る高域通過フィルタの周波数特性との関係を示す
図である。
【図７】エコー信号の振幅の周波数特性の一例を示す図
である。
である。
１ 探触子 ２ 送受信回路 ３ 受波整形検波回路 ４、６、６Ｉ、６Ｑ Ａ／Ｄコンンバータ ５ 直交位相検波回路 ７ クラッタ抑圧回路 ８ 血流情報計算回路 ９ 画像表示発生回路 １０ 表示器 ７１ 振幅計算部 ７２ 比較器 ７３ ラッチ ７４ 閾値テーブル ７６ 振幅適応高域通過フィルタリング部
Claims (4)
- 【請求項１】 超音波パルスを生体内に送信する送信装
置と、その超音波パルスによる生体からのエコーを受信
する受信装置と、受信されたエコー信号に基づき生体組
織のドプラ情報を求めるドプラ情報計算回路とを備える
超音波パルスドプラ診断装置において、前記エコー信号の振幅を測定する振幅測定手段と、 前記エコー信号を瀘波して前記ドプラ情報計算回路に与
える高域通過フィルタ手段であって、低周波領域におけ
る減衰量を調節可能な高域通過フィルタ手段と、 前記エコー信号の振幅を少なくとも１つの閾値と比較す
ることにより、前記エコー信号を複数のレベルに分類す
るエコー信号分類手段と、 前記エコー信号振幅分類手段による分類の結果、振幅の
小さいレベルに分類されたエコー信号ほど前記高域通過
フィルタ手段の低周波領域における減衰量を少なくする
減衰量調節手段と、 を備え、 前記エコー信号分類手段で用いられる前記閾値は、前記
エコー信号に対応する超音波の生体内伝搬距離に対応し
て調節される ことを特徴とする超音波パルスドプラ診断
装置。 - 【請求項２】 超音波パルスを生体内に送信する送信装
置と、その超音波パルスによる生体からのエコーを受信
する受信装置と、受信されたエコー信号に基づき生体内
組織のドプラ情報を求めるドプラ情報計算回路とを備え
る超音波パルスドプラ診断装置において、前記エコー信号の強度を測定する強度測定手段と、 前記エコー信号を瀘波して前記ドプラ情報計算回路に与
える高域通過フィルタ手段であって、低周波領域におけ
る減衰量を調節可能な高域通過フィルタ手段と、 前記エコー信号の強度を少なくとも１つの閾値と比較す
ることにより、前記エコー信号を複数のレベルに分類す
るエコー信号分類手段と、 前記エコー信号強度分類手段による分類の結果、強度の
小さいレベルに分類さ れたエコー信号ほど前記高域通過
フィルタ手段の低周波領域における減衰量を少なくする
減衰量調節手段と、 を備え、 前記エコー信号分類手段で用いられる前記閾値は、前記
エコー信号に対応する超音波の生体内伝搬距離に対応し
て調節される ことを特徴とする超音波パルスドプラ診断
装置。 - 【請求項３】 請求項１又は請求項２に記載の超音波パ
ルスドプラ診断装置において、 前記高域通過フィルタ手段は、低周波領域における減衰
量が異なる複数の高域通過フィルタを有し、前記エコー
信号はこれら各高域通過フィルタに並列的に入力され、 前記減衰量調節手段は、前記エコー信号のレベルに応じ
て前記複数の高域通過フィルタのうちの一つを選択し、 前記高域通過フィルタ手段は、選択された一つの高域通
過フィルタの出力信号を出力する ことを特徴とする超音
波パルスドプラ診断装置。 - 【請求項４】 請求項１〜請求項３のいずれかに記載の
超音波パルスドプラ診断装置において、 前記エコー信号分類手段は、同一ビーム方向に対して複
数回送信される超音波パルスの初回送信に対する前記エ
コー信号についてのみ分類を行い、前記同一ビーム方向
に対して複数回送信される超音波パルスについてのエコ
ー信号のすべてに対し、前記高域通過フィルタ手段にお
いて前記初回送信に対するエコー信号の分類の結果に基
づく前記減衰量を適用する ことを特徴とする超音波パル
スドプラ診断装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP5159836A JPH088921B2 (ja) | 1993-06-30 | 1993-06-30 | 超音波パルスドプラ診断装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP5159836A JPH088921B2 (ja) | 1993-06-30 | 1993-06-30 | 超音波パルスドプラ診断装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0716227A JPH0716227A (ja) | 1995-01-20 |
| JPH088921B2 true JPH088921B2 (ja) | 1996-01-31 |
Family
ID=15702311
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP5159836A Expired - Fee Related JPH088921B2 (ja) | 1993-06-30 | 1993-06-30 | 超音波パルスドプラ診断装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH088921B2 (ja) |
Families Citing this family (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP4634738B2 (ja) * | 2004-04-30 | 2011-02-16 | 株式会社東芝 | 超音波診断装置 |
| KR101120840B1 (ko) | 2010-06-17 | 2012-03-16 | 삼성메디슨 주식회사 | 적응형 클러터 필터링 방법 및 그를 위한 초음파 시스템 |
| JP5498346B2 (ja) * | 2010-10-07 | 2014-05-21 | 株式会社東芝 | 超音波診断装置 |
| KR102577752B1 (ko) | 2016-02-02 | 2023-09-12 | 삼성메디슨 주식회사 | 대상체의 속도를 출력하는 방법 및 이를 위한 초음파 진단 장치 |
Family Cites Families (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH0523334A (ja) * | 1991-07-25 | 1993-02-02 | Matsushita Electric Ind Co Ltd | 超音波ドプラ映像装置 |
-
1993
- 1993-06-30 JP JP5159836A patent/JPH088921B2/ja not_active Expired - Fee Related
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH0716227A (ja) | 1995-01-20 |
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| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| R250 | Receipt of annual fees |
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