JPH02268747A - 超音波診断装置 - Google Patents
超音波診断装置Info
- Publication number
- JPH02268747A JPH02268747A JP9111089A JP9111089A JPH02268747A JP H02268747 A JPH02268747 A JP H02268747A JP 9111089 A JP9111089 A JP 9111089A JP 9111089 A JP9111089 A JP 9111089A JP H02268747 A JPH02268747 A JP H02268747A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- blood flow
- cross
- ultrasonic
- velocity
- correlation
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Pending
Links
Landscapes
- 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］
（産業上の利用分野）
本発明は、生体内の移動物体の移動に伴う機能情報とし
て血流情報を、超音波送受波およびドプラ効果の利用に
より得て映像化する超音波診断装置に関する。
て血流情報を、超音波送受波およびドプラ効果の利用に
より得て映像化する超音波診断装置に関する。
（従来の技術）
超音波診断法では、Ｂモード像を代表例とする解剖学的
情報、Ｍモード像を代表例とする生体内の器官の運動情
報、ドプラ効果を利用した生体内の移動物体の移動に伴
う機能情報を用いて診断に供するようにしている。
情報、Ｍモード像を代表例とする生体内の器官の運動情
報、ドプラ効果を利用した生体内の移動物体の移動に伴
う機能情報を用いて診断に供するようにしている。
的
また超音波の生体内に対する走査方法の代表筋なものに
は、電子走査と機械走査がある。ここで電子走査方法に
ついて説明する。
は、電子走査と機械走査がある。ここで電子走査方法に
ついて説明する。
すなわち複数の超音波振動子を併設してなるアレイ型超
音波探触子（プローブ）を用い、リニア電子走査であれ
ば、超音波振動子の複数個を１単位とし、この１単位の
超音波振動子について励振を行ない超音波ビームの送波
を行なう方法であり、例えば順次１振動子分づつピッチ
をずらしながら１単位の素子の位置が順々に変わるよう
にして励振してゆくことにより、超音波ビームの送波点
位置を電子的にずらしてゆく方法である。
音波探触子（プローブ）を用い、リニア電子走査であれ
ば、超音波振動子の複数個を１単位とし、この１単位の
超音波振動子について励振を行ない超音波ビームの送波
を行なう方法であり、例えば順次１振動子分づつピッチ
をずらしながら１単位の素子の位置が順々に変わるよう
にして励振してゆくことにより、超音波ビームの送波点
位置を電子的にずらしてゆく方法である。
そして超音波ビームがビームとして集束するように、励
振される超音波振動子は、ビームの中心部に位置するも
のと側方に位置するものとでその励振のタイミングをず
らし、これによって生ずる超音波振動子の各発生音波の
位相差を利用し反射される超音波を集束（電子フォーカ
ス）させる。
振される超音波振動子は、ビームの中心部に位置するも
のと側方に位置するものとでその励振のタイミングをず
らし、これによって生ずる超音波振動子の各発生音波の
位相差を利用し反射される超音波を集束（電子フォーカ
ス）させる。
そして励振したのと同じ振動子により反射超音波を受波
して電気信号に変換して、各送受波によるエコー情報を
例えば断層像として形成し、陰極線管等に画像表示する
。
して電気信号に変換して、各送受波によるエコー情報を
例えば断層像として形成し、陰極線管等に画像表示する
。
またセクタ走査であれば、励振される１単位の超音波振
動子群に対し、超音波ビームの送波方向が超音波ビーム
１パルス分毎に順次扇形に変わるように各振動子の励振
タイミングを所望の方向に応じて変化させてゆくもので
あり、後の処理は基本的には上述したリニア電子走査と
同じである。
動子群に対し、超音波ビームの送波方向が超音波ビーム
１パルス分毎に順次扇形に変わるように各振動子の励振
タイミングを所望の方向に応じて変化させてゆくもので
あり、後の処理は基本的には上述したリニア電子走査と
同じである。
以上のようなリニア、セクタ電子走査の他に振動子（探
触子）を走査機構に取付け、走査機構を運動させること
により超音波走査を行なう機械走査もある。
触子）を走査機構に取付け、走査機構を運動させること
により超音波走査を行なう機械走査もある。
一方、映像法には、超音波送受信にもとなう信号を合成
して断層像化するＢモード像以外に同一方向固定走査に
よるＭモード像が代表的である。
して断層像化するＢモード像以外に同一方向固定走査に
よるＭモード像が代表的である。
これは、超音波送受波部位の時間的変化を表わしたもの
であり、特に心臓の如く動きのある臓器の診断には好適
である。
であり、特に心臓の如く動きのある臓器の診断には好適
である。
また超音波ドプラ法は、生体内の移動物体の移動に伴う
機能情報を得て映像化する方法であり、これを以下説明
する。すなわち、超音波ドプラ法は、超音波が移動物体
により反射されると反射波の周波数が上記物体の移動速
度に比例して偏移する超音波ドプラ効果を利用したもの
である。
機能情報を得て映像化する方法であり、これを以下説明
する。すなわち、超音波ドプラ法は、超音波が移動物体
により反射されると反射波の周波数が上記物体の移動速
度に比例して偏移する超音波ドプラ効果を利用したもの
である。
具体的には、超音波レートパルス（或いは連続波）を生
体内に送波し、その反射波エコーの位相変化より、ドプ
ラ効果による周波数偏移を得ると、そのエコーを得た深
さ位置における移動物体の運動情報を得ることができる
。
体内に送波し、その反射波エコーの位相変化より、ドプ
ラ効果による周波数偏移を得ると、そのエコーを得た深
さ位置における移動物体の運動情報を得ることができる
。
次に超音波ドプラ法を適用した装置について説明する。
すなわち超音波エコーから血流情報を得るためには、あ
る所定方向に超音波パルスを所定回数繰返して送波し、
受波されたエコーを位相検波することにより位相情報つ
まり血球によるドプラ偏移信号とクラッタ成分とからな
る信号を得る。
る所定方向に超音波パルスを所定回数繰返して送波し、
受波されたエコーを位相検波することにより位相情報つ
まり血球によるドプラ偏移信号とクラッタ成分とからな
る信号を得る。
この信号をＡ／Ｄ変換器でディジタル化し、フィルタで
クラッタ成分を除去し、血球によるドプラ偏移信号は周
波数分析器で周波数分析し、ドプラ偏移の平均値、ドプ
ラ偏移の分散値、ドプラ偏移の弔均速度などを得る。そ
して血流情報と別の系で得たＢモード像やＭモード像と
を合成してＴＶモニタにて表示する。
クラッタ成分を除去し、血球によるドプラ偏移信号は周
波数分析器で周波数分析し、ドプラ偏移の平均値、ドプ
ラ偏移の分散値、ドプラ偏移の弔均速度などを得る。そ
して血流情報と別の系で得たＢモード像やＭモード像と
を合成してＴＶモニタにて表示する。
（発明が解決しようとする課題）
上述した如く、超音波診断装置内では受信信号の周波数
解析あるいは自己相関演算により血流のドプラ効果によ
る周波数偏移を検出し、血流速度を求めるドプラ法が広
く行なわれている。
解析あるいは自己相関演算により血流のドプラ効果によ
る周波数偏移を検出し、血流速度を求めるドプラ法が広
く行なわれている。
しかしながら、上記パルスドプラ法においては、ドプラ
効果による周波数偏移がナイキスト周波数すなわち１／
（２Ｘレ一ト周期）を越える高速な血流の場合には、エ
イリアシングが発生し、正確な速度検出ができない。連
続波ドプラ法は、エイリアシングは回避できるが、距離
分解能がない欠点を持つ。また超音波ビーム方向すなわ
ち距離方向の血流速度成分の検出が行なわれるのみであ
り、これに直交する方向の血流速度成分を検出できなか
った。このため３次元的な絶対血流速度を求めることが
できず不正確な血流速度となっていた。
効果による周波数偏移がナイキスト周波数すなわち１／
（２Ｘレ一ト周期）を越える高速な血流の場合には、エ
イリアシングが発生し、正確な速度検出ができない。連
続波ドプラ法は、エイリアシングは回避できるが、距離
分解能がない欠点を持つ。また超音波ビーム方向すなわ
ち距離方向の血流速度成分の検出が行なわれるのみであ
り、これに直交する方向の血流速度成分を検出できなか
った。このため３次元的な絶対血流速度を求めることが
できず不正確な血流速度となっていた。
そこで本発明の目的は、距離分解能を保持したまま、高
速流まで検出でき、さらに超音波ビーム方向に直交する
方向の血流速度成分を得て、血流動態を３次元で表示で
き、良好な超音波診断情報を得る超音波診断装置を提供
することにある。
速流まで検出でき、さらに超音波ビーム方向に直交する
方向の血流速度成分を得て、血流動態を３次元で表示で
き、良好な超音波診断情報を得る超音波診断装置を提供
することにある。
［発明の構成］
（課題を解決する為の手段）
本発明は上記の課題を解決し目的を達成する為に次のよ
うな手段を講じた。本発明は、ブローブにより被検体内
に超音波を送受波し、得られる超音波からドプラ偏移信
号を検出しフィルタによりクラッタを除去して血流のド
プラ信号のみを抽出し血流情報を得る超音波診断装置に
おいて、超音波パルスレート周期毎に観測される相互の
受信信号を相互相関法により相互相関関数を計算しこの
相互相関関数が最大になる値に基き超音波ビーム方向の
血流速度成分を検出する相互相関手段と、この相互相関
手段から入力する前記最大値の前記超音波パルスレート
周期毎の経時変化に基き前記超音波ビーム方向と直交す
る平面の速度成分の大きさを求める第１の演算手段と、
この第１の演算手段および前記相互相関手段から入力す
る２つの血流速度成分に基き３次元の血流速度を求める
第２の演算手段とを具備したものである。
うな手段を講じた。本発明は、ブローブにより被検体内
に超音波を送受波し、得られる超音波からドプラ偏移信
号を検出しフィルタによりクラッタを除去して血流のド
プラ信号のみを抽出し血流情報を得る超音波診断装置に
おいて、超音波パルスレート周期毎に観測される相互の
受信信号を相互相関法により相互相関関数を計算しこの
相互相関関数が最大になる値に基き超音波ビーム方向の
血流速度成分を検出する相互相関手段と、この相互相関
手段から入力する前記最大値の前記超音波パルスレート
周期毎の経時変化に基き前記超音波ビーム方向と直交す
る平面の速度成分の大きさを求める第１の演算手段と、
この第１の演算手段および前記相互相関手段から入力す
る２つの血流速度成分に基き３次元の血流速度を求める
第２の演算手段とを具備したものである。
（作用）
このような手段を講じたことにより、次のような作用を
呈する。相互相関法により相互相関関数の最大値に基き
超音波ビーム方向の速度成分が求められ、さらに前記最
大値の経時変化に基き前記ビーム方向に直交する速度成
分が求められるので、これらの速度成分に基き３次元的
な絶対速度が得られる。その結果、距離分解能のある速
度検出が高速血流まで可能となり、心臓のような３次元
的な血流方向が推定できない場合には特に効果が奏せら
れる。
呈する。相互相関法により相互相関関数の最大値に基き
超音波ビーム方向の速度成分が求められ、さらに前記最
大値の経時変化に基き前記ビーム方向に直交する速度成
分が求められるので、これらの速度成分に基き３次元的
な絶対速度が得られる。その結果、距離分解能のある速
度検出が高速血流まで可能となり、心臓のような３次元
的な血流方向が推定できない場合には特に効果が奏せら
れる。
（実施例）
第１図は本発明に係る超音波診断装置の一実施例を示す
概略ブロック図、第２図はアニユラアレープローブと超
音波ビームとの模式図である。
概略ブロック図、第２図はアニユラアレープローブと超
音波ビームとの模式図である。
ｍ１図において、アニユラアレープローブｌは、図示し
ない被検体に対して超音波ビームＩＯを送受波するもの
であり、超音波送信回路２は、前記アニユラアレープロ
ーブｌを駆動する送信信号を出力するものである。超音
波受信回路３は、前記プローブｌからの反射超音波を受
波するものである。
ない被検体に対して超音波ビームＩＯを送受波するもの
であり、超音波送信回路２は、前記アニユラアレープロ
ーブｌを駆動する送信信号を出力するものである。超音
波受信回路３は、前記プローブｌからの反射超音波を受
波するものである。
検出手段としての相互相関演算部４は、前記超音波受信
回路３から入力する超音波パルス送信周期毎に観測され
る受信信号間を相互相関演算により相互相関関数を計算
しこの相互相関関数が最大になるラグ に基きレンジ方
向（超音波ビーム方向２）の血流速度成分を検出するも
のである。ｘｙ方向速度演算部７は、前記相互相関演算
部４における最大の相互関数のレート周期毎の経時変化
に基き前記レンジ方向と直交する平面すなわちｘｙ平面
の速度成分の大きさを求めるものである。絶対流速演算
部８は、前記相互相関演算部４および前記ｘｙ方向速度
演算部７から入力する２つの血流速度成分ｖｚ、ｖｚｙ
に基き３次元の血流速度を求めるものである。
回路３から入力する超音波パルス送信周期毎に観測され
る受信信号間を相互相関演算により相互相関関数を計算
しこの相互相関関数が最大になるラグ に基きレンジ方
向（超音波ビーム方向２）の血流速度成分を検出するも
のである。ｘｙ方向速度演算部７は、前記相互相関演算
部４における最大の相互関数のレート周期毎の経時変化
に基き前記レンジ方向と直交する平面すなわちｘｙ平面
の速度成分の大きさを求めるものである。絶対流速演算
部８は、前記相互相関演算部４および前記ｘｙ方向速度
演算部７から入力する２つの血流速度成分ｖｚ、ｖｚｙ
に基き３次元の血流速度を求めるものである。
第２図において、前記アニユラアレープローブｌからの
超音波ビームｌＯの焦点１０ａ付近に血球群１１を考え
、血流速度Ｖとし３次元的に移動するものとなっている
。ここで血球群１１は、本血流速度検出に要する時間内
で血流間の相対的位置関係が不変と見なせる最大の領域
とする。
超音波ビームｌＯの焦点１０ａ付近に血球群１１を考え
、血流速度Ｖとし３次元的に移動するものとなっている
。ここで血球群１１は、本血流速度検出に要する時間内
で血流間の相対的位置関係が不変と見なせる最大の領域
とする。
第３図はレンジ方向の血流速度成分とこのレンジ方向に
直交する平面内の血流速度成分とをベクトル合成した３
次元血流速度を示す図である。第３図に示すように速度
Ｖはレンジ方向すなわち２方向の速度成分ＶＺとｘ −
ｙ平面内の速度成分ｖｚｙとにより Ｖ″ｖｘｙ″ｅｘｙ＋ｖＺ ・ｅｚ ｅｚ ；レンジ方向の単位ベクトル ｅｘｙ；ｘ−ｙ平面内でＶのｘｙ平面と平行な速度成分
と向きの一致する単位ベクトル と表示できる。
直交する平面内の血流速度成分とをベクトル合成した３
次元血流速度を示す図である。第３図に示すように速度
Ｖはレンジ方向すなわち２方向の速度成分ＶＺとｘ −
ｙ平面内の速度成分ｖｚｙとにより Ｖ″ｖｘｙ″ｅｘｙ＋ｖＺ ・ｅｚ ｅｚ ；レンジ方向の単位ベクトル ｅｘｙ；ｘ−ｙ平面内でＶのｘｙ平面と平行な速度成分
と向きの一致する単位ベクトル と表示できる。
次にこのように構成された実施例の作用について説明す
る。まず、アニユラプローブｌを図示しない生体の観測
部位にあて、超音波送信回路２からの超音波パルスはプ
ローブｌから送波される。
る。まず、アニユラプローブｌを図示しない生体の観測
部位にあて、超音波送信回路２からの超音波パルスはプ
ローブｌから送波される。
そし送波された超音波パルスは、ドプラ偏移を受は超音
波受信回路３でで受波され、ドプラ偏移信号を含むエコ
ー信号は相互相関演算部４およびＢモード検出部５に入
力する。Ｂモード検出部５に入力した信号は、包絡線検
波されて白黒データとして表示部１０に入力する。
波受信回路３でで受波され、ドプラ偏移信号を含むエコ
ー信号は相互相関演算部４およびＢモード検出部５に入
力する。Ｂモード検出部５に入力した信号は、包絡線検
波されて白黒データとして表示部１０に入力する。
一方、相互相関演算部４に入力した再コー信号は位相検
波され、相互相関法により周波数分析され、ドプラ偏移
の分散値σ、血流パワーＰが得られる。また相互相関演
算部４の相互相関法により以下の如く血流速度ＶＺの測
定が行なわれる。
波され、相互相関法により周波数分析され、ドプラ偏移
の分散値σ、血流パワーＰが得られる。また相互相関演
算部４の相互相関法により以下の如く血流速度ＶＺの測
定が行なわれる。
第４図は切出し関数によりレンジゲートをかけたときに
得られる受信信号を示すタイミング図である。切出し関
数ｇ （ｔ、 ＺＯ）、ｇ （ｔ。
得られる受信信号を示すタイミング図である。切出し関
数ｇ （ｔ、 ＺＯ）、ｇ （ｔ。
ＺＯ＋ΔＺ）は、各々ＺＯおよび２０＋ΔＺに対するレ
ンジゲートであり、そのゲート幅はＴとする。第４図（
ａ）（ｂ）に示すようにｎ番目及びｎ＋１ 番目の超音
波パルスによる受信信号をそれそ゛れｒｎ （ｔ）、
ｒｎ ＋ｌ （ｔ）とする。反射体の位置Ｚとそれに
対応する受信信号の観測時間には、 ｔ −２２／ ｃ なる関係があり、Ｃは音速である。受信信号の中からＺ
Ｏに位置する血流群１１からの反射信号をレンジゲート
により切出すと、 ｒｎ （ｔ） ・ｇ （ｔ、 ＺＯ）となる。な
おｇ（ｔ、ＺＯ）のゲート幅Ｔは、前記血流群１１の大
きさを考慮して適当に決定される。
ンジゲートであり、そのゲート幅はＴとする。第４図（
ａ）（ｂ）に示すようにｎ番目及びｎ＋１ 番目の超音
波パルスによる受信信号をそれそ゛れｒｎ （ｔ）、
ｒｎ ＋ｌ （ｔ）とする。反射体の位置Ｚとそれに
対応する受信信号の観測時間には、 ｔ −２２／ ｃ なる関係があり、Ｃは音速である。受信信号の中からＺ
Ｏに位置する血流群１１からの反射信号をレンジゲート
により切出すと、 ｒｎ （ｔ） ・ｇ （ｔ、 ＺＯ）となる。な
おｇ（ｔ、ＺＯ）のゲート幅Ｔは、前記血流群１１の大
きさを考慮して適当に決定される。
さらにｎ＋１番目の超音波パルスによる受信信号にも前
記同様の処理を行ない、 ｒｎ＋１ （ｔ） 参ｇ （ｔ ；ＺＯ＋Δ２）を得
る。
記同様の処理を行ない、 ｒｎ＋１ （ｔ） 参ｇ （ｔ ；ＺＯ＋Δ２）を得
る。
そしてΔ２を可変し前記両方の関数の相互相関を以下の
数式により演算する。
数式により演算する。
ｇ （ｔ ； ２０ ） ・ｒｎ ＋ｌ（ｔ
−２・ ΔＺ／ｃ）ｇ（ｔ−２φ ΔＺ／ｃ； ＺＯ
＋ΔＺ）ｄｔそしてｌレート後に血流群１１がＺ＋ΔＺ
Ｏに移動したとすると、相関関数Ｍｎ （ΔＺ）はΔ
Ｚ −Δ ＺＯ のとき最大となる。また逆に相互相関関数Ｍｎ（ΔＺ）
を求め、その最大値より血流群ｉｔの移動距離ΔＺＯを
検出することもできる。レート周期をＴｒとすると、 ｖｚ−ΔＺＯ／Ｔｒであり、このｖｚを前記絶対流速演
算部８に出力する。
−２・ ΔＺ／ｃ）ｇ（ｔ−２φ ΔＺ／ｃ； ＺＯ
＋ΔＺ）ｄｔそしてｌレート後に血流群１１がＺ＋ΔＺ
Ｏに移動したとすると、相関関数Ｍｎ （ΔＺ）はΔ
Ｚ −Δ ＺＯ のとき最大となる。また逆に相互相関関数Ｍｎ（ΔＺ）
を求め、その最大値より血流群ｉｔの移動距離ΔＺＯを
検出することもできる。レート周期をＴｒとすると、 ｖｚ−ΔＺＯ／Ｔｒであり、このｖｚを前記絶対流速演
算部８に出力する。
次にｘｙ方向流速演算部７により速度ＶＸｙの測定が行
なわれる。すなわち第５図に示すように時間の経過とと
もにＺ軸上ＺＯの位置にある血球群１、１ ａはＺ軸方
向のみならずｘ −ｙ方向に血流群１１ｂ 、 Ｉｌｃ
、 ｌｉｄとずれていく。このとき血流群の一部は超
音波ビームの外側に出ていく。この量は時間の経過とと
もに■ｘｙに比例して大きくなる。
なわれる。すなわち第５図に示すように時間の経過とと
もにＺ軸上ＺＯの位置にある血球群１、１ ａはＺ軸方
向のみならずｘ −ｙ方向に血流群１１ｂ 、 Ｉｌｃ
、 ｌｉｄとずれていく。このとき血流群の一部は超
音波ビームの外側に出ていく。この量は時間の経過とと
もに■ｘｙに比例して大きくなる。
ｃ’１
Δ２１．／ｃ） ・ ｇ（ｔ−２・ Δ２１／ｃ；Ｚ
ｏ＋ΔＺｌ ） ｒｎ＋２ （ｔ −２−Δ
Ｚ２／ｃ）ｇ（ｔ−２・ΔＺ２／Ｃ；ＺＯ＋ΔＺ２）ｄ
ｔΔＺ２／ｃ）・ｇ（ｔ−２・ΔＺ２／ｃ；ＺＯ十ΔＺ
２ ） 争ｒｎ＋３ （ｔ −２・ ΔＺ３
／ｃ）ｇ （ｔ −２・ΔＺ３ ／ｃ ； ｚＯ＋Ａ
Ｚ３ ） ｄ ｔとすると、この超音波ビーム幅１０ｂ
よりはずれた領域のために第６図に示すように相互相関
関数の最大値（Ｍｎ （ΔＺｌ ） 、 Ｍｎ＋１
（ΔＺ２）。
ｏ＋ΔＺｌ ） ｒｎ＋２ （ｔ −２−Δ
Ｚ２／ｃ）ｇ（ｔ−２・ΔＺ２／Ｃ；ＺＯ＋ΔＺ２）ｄ
ｔΔＺ２／ｃ）・ｇ（ｔ−２・ΔＺ２／ｃ；ＺＯ十ΔＺ
２ ） 争ｒｎ＋３ （ｔ −２・ ΔＺ３
／ｃ）ｇ （ｔ −２・ΔＺ３ ／ｃ ； ｚＯ＋Ａ
Ｚ３ ） ｄ ｔとすると、この超音波ビーム幅１０ｂ
よりはずれた領域のために第６図に示すように相互相関
関数の最大値（Ｍｎ （ΔＺｌ ） 、 Ｍｎ＋１
（ΔＺ２）。
Ｍｎ＋２ （ΔＺ３）・・・は単調に減少する。この
減少率と速度ｖｘｙの関係は、超音波ビーム形状等を考
慮して適当に定める。
減少率と速度ｖｘｙの関係は、超音波ビーム形状等を考
慮して適当に定める。
次に絶対流速演算部８により３次元絶対血流速度Ｖの７
１１１定が行なわれる。すなわち前述した速度ＶＸ３１
．ＶＺとに基き ｖ −（ｖ ｘｙ２＋ ｖ ｚ２）””が演算される。
１１１定が行なわれる。すなわち前述した速度ＶＸ３１
．ＶＺとに基き ｖ −（ｖ ｘｙ２＋ ｖ ｚ２）””が演算される。
そして絶対流速演算部８に入力したＶＺ酸成分Ｘｙ方向
速度演算部７からのｘｙ方向速度成分を合成し、この合
成速度を前記表示部９に表示する。
速度演算部７からのｘｙ方向速度成分を合成し、この合
成速度を前記表示部９に表示する。
かくして前記Ｂモード検出部５からの白黒データと絶対
流速演算部８からの血流情報とが合成され、表示部９に
リアルタイムで表示される。
流速演算部８からの血流情報とが合成され、表示部９に
リアルタイムで表示される。
したがって、超音波ビーム方向Ｚに対する血流速度成分
ｖｚとこれに直交する血流速度成分ｖｘｙとを合成する
ことにより３次元の絶対血流情報を得ることができる。
ｖｚとこれに直交する血流速度成分ｖｘｙとを合成する
ことにより３次元の絶対血流情報を得ることができる。
その結果、重症度の判定精度が大幅に向上する。またパ
ルスドプラ法によりエイリアシングを発生する心臓の逆
流ジェット等の血流速度が正確にΔＩｌｌ定できる。さ
らに超音波ビームに直交するような血管の血流速度も測
定が可能となり、血管の走行方向が推定できる場合には
、向きを含めて３次元で血流速度を推定できる。さらに
はカラーフローマツピング（ＣＦＭ）を表示した場合に
は、従来超音波ビーム方向と直交するした血流は検出で
きず、表示されなかったが、前記問題が解決されるので
、ＣＦＭの診断能が向上する。
ルスドプラ法によりエイリアシングを発生する心臓の逆
流ジェット等の血流速度が正確にΔＩｌｌ定できる。さ
らに超音波ビームに直交するような血管の血流速度も測
定が可能となり、血管の走行方向が推定できる場合には
、向きを含めて３次元で血流速度を推定できる。さらに
はカラーフローマツピング（ＣＦＭ）を表示した場合に
は、従来超音波ビーム方向と直交するした血流は検出で
きず、表示されなかったが、前記問題が解決されるので
、ＣＦＭの診断能が向上する。
なお本発明は上述した実施例に限定されるものではない
。上述したように移動する物体は、血球群１１として説
明したが、対象は血球に限定されるものではない。結石
９組織等でも同様の処理を行なうことにより、移動速度
を検出できる。またアニユラ−アレイプローブの例を示
したが、適当な限定条件の下でフェイズアレイプローブ
（矩形開口）にも応用できる。このほか本発明の要旨を
逸脱しない範囲で種々変形実施可能であるのは勿論であ
る。
。上述したように移動する物体は、血球群１１として説
明したが、対象は血球に限定されるものではない。結石
９組織等でも同様の処理を行なうことにより、移動速度
を検出できる。またアニユラ−アレイプローブの例を示
したが、適当な限定条件の下でフェイズアレイプローブ
（矩形開口）にも応用できる。このほか本発明の要旨を
逸脱しない範囲で種々変形実施可能であるのは勿論であ
る。
［発明の効果コ
本発明によれば、相互相関法により相互相関関数の最大
値に基き超音波ビーム方向の速度成分が求められ、さら
に前記最大値の経時変化に基き前記ビーム方向に直交す
る速度成分が求められるので、これらの速度成分に基き
３次元的な絶対速度が得られる。その結果、重症度の判
定精度が大幅に向上する。またパルスドプラ方法でエイ
リアシングを発生する心臓の逆流ジェット等の血流速度
が正確に測定できる。また超音波ビームに直交するよう
な血管の血流速度もｎ１定が可能となり、血管の走行方
向が推定できる場合には、向きを含めて３次元で血流速
度を推定できる。さらにはカラーフローマツピングを表
示した場合には、診断能が向上するとともに３次元的絶
対血流速度をカラー表示できる超音波診断装置を提供で
きる。
値に基き超音波ビーム方向の速度成分が求められ、さら
に前記最大値の経時変化に基き前記ビーム方向に直交す
る速度成分が求められるので、これらの速度成分に基き
３次元的な絶対速度が得られる。その結果、重症度の判
定精度が大幅に向上する。またパルスドプラ方法でエイ
リアシングを発生する心臓の逆流ジェット等の血流速度
が正確に測定できる。また超音波ビームに直交するよう
な血管の血流速度もｎ１定が可能となり、血管の走行方
向が推定できる場合には、向きを含めて３次元で血流速
度を推定できる。さらにはカラーフローマツピングを表
示した場合には、診断能が向上するとともに３次元的絶
対血流速度をカラー表示できる超音波診断装置を提供で
きる。
第１図は本発明に係る超音波診断装置の一実施例を示す
概略ブロック図、第２図はアニユラアレープローブと超
音波ビームとの模式図、第３図は血球群の速度Ｖ−とｖ
ｚ、ｖｘｙの関係図１第４図は切出し関数および受信信
号を示す図、第５図はｘ −ｙ方向にも速度成分を有す
る血流群の移動とビーム幅の関係を示す模式図、第６図
は相互相関関数の最大値の経時的変化を示す模式図であ
る。 １・・・アニユラアレープローブ、２・・・超音波送信
回路、３・・・超音波受信回路、４・・・相互相関演算
部、５・・・Ｂモード検出部、７・・・ｘｙ方向速度演
算部、８・・・絶対流速演算部、９・・・表示部、１０
・・・超音波ビーム、１１・・・血球群、■・・・血流
速度。
概略ブロック図、第２図はアニユラアレープローブと超
音波ビームとの模式図、第３図は血球群の速度Ｖ−とｖ
ｚ、ｖｘｙの関係図１第４図は切出し関数および受信信
号を示す図、第５図はｘ −ｙ方向にも速度成分を有す
る血流群の移動とビーム幅の関係を示す模式図、第６図
は相互相関関数の最大値の経時的変化を示す模式図であ
る。 １・・・アニユラアレープローブ、２・・・超音波送信
回路、３・・・超音波受信回路、４・・・相互相関演算
部、５・・・Ｂモード検出部、７・・・ｘｙ方向速度演
算部、８・・・絶対流速演算部、９・・・表示部、１０
・・・超音波ビーム、１１・・・血球群、■・・・血流
速度。
Claims (1)
- プローブにより被検体内に超音波を送受波し、得られる
超音波からドプラ偏移信号を検出しフィルタによりクラ
ッタを除去して血流のドプラ信号のみを抽出し血流情報
を得る超音波診断装置において、超音波パルスレート周
期毎に観測される相互の受信信号を相互相関法により相
互相関関数を計算しこの相互相関関数が最大になる値に
基き超音波ビーム方向の血流速度成分を検出する相互相
関手段と、この相互相関手段から入力する前記最大値の
前記超音波パルスレート周期毎の経時変化に基き前記超
音波ビーム方向と直交する平面の速度成分の大きさを求
める第１の演算手段と、この第１の演算手段および前記
相互相関手段から入力する２つの血流速度成分に基き３
次元の血流速度を求める第２の演算手段とを具備したこ
とを特徴とする超音波診断装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP9111089A JPH02268747A (ja) | 1989-04-11 | 1989-04-11 | 超音波診断装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP9111089A JPH02268747A (ja) | 1989-04-11 | 1989-04-11 | 超音波診断装置 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH02268747A true JPH02268747A (ja) | 1990-11-02 |
Family
ID=14017380
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP9111089A Pending JPH02268747A (ja) | 1989-04-11 | 1989-04-11 | 超音波診断装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH02268747A (ja) |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| KR100274653B1 (ko) * | 1996-10-01 | 2000-12-15 | 이민화 | 교차 어레이를 이용한 초음파 3차원영상화 방법 및 장치 |
| CN115089211A (zh) * | 2022-06-09 | 2022-09-23 | 苏州圣泽医疗科技有限公司 | 基于多普勒的pwv计算方法、装置、存储介质和电子设备 |
-
1989
- 1989-04-11 JP JP9111089A patent/JPH02268747A/ja active Pending
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| KR100274653B1 (ko) * | 1996-10-01 | 2000-12-15 | 이민화 | 교차 어레이를 이용한 초음파 3차원영상화 방법 및 장치 |
| CN115089211A (zh) * | 2022-06-09 | 2022-09-23 | 苏州圣泽医疗科技有限公司 | 基于多普勒的pwv计算方法、装置、存储介质和电子设备 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| JP4100709B2 (ja) | 運動物体の運動と速度を決定するための装置 | |
| US6406430B1 (en) | Ultrasound image display by combining enhanced flow imaging in B-mode and color flow mode | |
| CN105530870B (zh) | 一种超声成像方法和系统 | |
| JP5715594B2 (ja) | フローパラメータイメージングのための方法及び装置 | |
| EP1273267B1 (en) | Ultrasonic diagnostic apparatus | |
| EP2356941A1 (en) | Ultrasonographic system and ultrasonographic device | |
| EP0008517A1 (en) | Duplex ultrasonic imaging system with repetitive excitation of common transducer in Doppler modality | |
| EP2766738B1 (en) | Three dimensional (3d) transverse oscillation vector velocity ultrasound imaging | |
| JPH0347A (ja) | 超音波診断装置 | |
| CN1119974C (zh) | 双超声束多普勒血流速度测量方法 | |
| US7371219B2 (en) | Ultrasound diagnosis apparatus operable in doppler mode | |
| US8905933B2 (en) | Ultrasonic diagnostic apparatus | |
| JPH03155843A (ja) | 超音波診断装置 | |
| EP2610640B1 (en) | Ultrasound system and method for detecting vector information using transmission delays | |
| US20070073152A1 (en) | Systems and methods for acquiring images simultaneously | |
| JPH02268747A (ja) | 超音波診断装置 | |
| JP2823252B2 (ja) | 超音波診断装置 | |
| JP2005152192A (ja) | 超音波診断装置 | |
| JP2005130877A (ja) | 超音波診断装置 | |
| Dunmire et al. | Brief history of vector Doppler | |
| JP2801450B2 (ja) | 超音波組織変位計測装置 | |
| JPH04138146A (ja) | 相関型超音波流速測定装置 | |
| Hasegawa et al. | 1Pa5-3 Investigation on estimation of velocity vectors for blood flow measurements | |
| Dallai et al. | High pulse repetition frequency vector Doppler velocity measurements | |
| JPH03170134A (ja) | 超音波診断装置 |