JPH0248256B2 - - Google Patents
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- JPH0248256B2 JPH0248256B2 JP58133740A JP13374083A JPH0248256B2 JP H0248256 B2 JPH0248256 B2 JP H0248256B2 JP 58133740 A JP58133740 A JP 58133740A JP 13374083 A JP13374083 A JP 13374083A JP H0248256 B2 JPH0248256 B2 JP H0248256B2
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- circuit
- subject
- elements
- output
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Description
【発明の詳細な説明】
(a) 発明の技術分野
本発明は超音波診断装置の血流速度の計測に関
する。
する。
(b) 技術の背景
超音波診断装置は生体に対し無侵襲な診断がで
き、近年医学に於て重要な装置となつている。超
音波診断装置は生体の断層組織を撮像する種類と
生体内の血流速度や組織体の運動解析を行う種類
に大別できる。
き、近年医学に於て重要な装置となつている。超
音波診断装置は生体の断層組織を撮像する種類と
生体内の血流速度や組織体の運動解析を行う種類
に大別できる。
超音波撮像装置は１本の超音波ビームを生体に
扇状に走査し、超音波パルスを生体に送信して該
生体各部からの音響インピーダンスの相異から反
射する超音波を受信してブラウン管等に表示する
装置で、かゝる表示をＢモード表示と称してい
る。上述のビーム走査は超音波素子を機械的に回
転或は回動して行つて来たが、最近フエーズドア
レイアンテナの原理を超音波装置に適用して素子
を等ピツチで複数個例に連設してリニアアレイを
形成し、該リニアアレイ素子のビームに等しい狭
い指向性を持たせて互に平行して該リニアアレイ
素子の連設方向に直角に指向させ、各素子からの
超音波送信を所定の時間ごとにずらすことにより
該リニアアレイで走査することも行われるように
なりまた超音波ビームを特定部位に集束させるこ
とも出来るようになつた。
扇状に走査し、超音波パルスを生体に送信して該
生体各部からの音響インピーダンスの相異から反
射する超音波を受信してブラウン管等に表示する
装置で、かゝる表示をＢモード表示と称してい
る。上述のビーム走査は超音波素子を機械的に回
転或は回動して行つて来たが、最近フエーズドア
レイアンテナの原理を超音波装置に適用して素子
を等ピツチで複数個例に連設してリニアアレイを
形成し、該リニアアレイ素子のビームに等しい狭
い指向性を持たせて互に平行して該リニアアレイ
素子の連設方向に直角に指向させ、各素子からの
超音波送信を所定の時間ごとにずらすことにより
該リニアアレイで走査することも行われるように
なりまた超音波ビームを特定部位に集束させるこ
とも出来るようになつた。
本発明はこのリニアアレイシステムに注目し、
該リニアアレイ素子が互に平行なビームを被検体
に指向させかつ該平行ビームのピツチが等間隔で
あることを利用し、該平行ビームを含む平面上に
在る血流の速度の計測を空間フイルタの原理を適
用して行うものである。
該リニアアレイ素子が互に平行なビームを被検体
に指向させかつ該平行ビームのピツチが等間隔で
あることを利用し、該平行ビームを含む平面上に
在る血流の速度の計測を空間フイルタの原理を適
用して行うものである。
(c) 従来技術と問題点
従来、リニアアレイシステムにて例えばＢモー
ド像の如き超音波断層像を得ながら概略同時に血
流速を計測する方法は周知であつて該計測にはド
プラ効果を利用したパルスドプラ血流計測器が用
いられていた。第１図にその従来技術を系統図に
て示す。
ド像の如き超音波断層像を得ながら概略同時に血
流速を計測する方法は周知であつて該計測にはド
プラ効果を利用したパルスドプラ血流計測器が用
いられていた。第１図にその従来技術を系統図に
て示す。
第１図に於て、１０はリニアアレイ素子、２０
は撮像処理部、３０は血流速度検出部である。
は撮像処理部、３０は血流速度検出部である。
撮像処理部２０は送受信部２１及び画像表示部
２２より成り、送受信部２１は送信タイミング回
路、送信駆動回路、受信処理回路等より成り、送
受信部２１により超音波送信の繰返し周波数を発
生し、リニアアレイ素子の送信タイミングを制御
し送信駆動パルスを発生し、受信信号は集束処
理、包絡線検出などの処理がなされ画像表示部２
２に出力する。画像表示部２２は送受信部２１の
出力を入力してＢモード画像やＭモード画像を表
示する。矢印１は送受タイミングで制御された駆
動パルスの経路を示し、２は送信超音波、３は受
信超音波、４は受信信号、５は受信タイミングで
制御された受信信号、６は画像形成のための同期
信号の経路を示す。
２２より成り、送受信部２１は送信タイミング回
路、送信駆動回路、受信処理回路等より成り、送
受信部２１により超音波送信の繰返し周波数を発
生し、リニアアレイ素子の送信タイミングを制御
し送信駆動パルスを発生し、受信信号は集束処
理、包絡線検出などの処理がなされ画像表示部２
２に出力する。画像表示部２２は送受信部２１の
出力を入力してＢモード画像やＭモード画像を表
示する。矢印１は送受タイミングで制御された駆
動パルスの経路を示し、２は送信超音波、３は受
信超音波、４は受信信号、５は受信タイミングで
制御された受信信号、６は画像形成のための同期
信号の経路を示す。
血流速度検出部３０はリニアアレイ素子１０の
複数の素子の中から計測部位にビームを指向して
いる特定素子の出力が矢印７を経由して入力し該
入力信号よりドプラ信号を検出するドプラ信号検
出部３１と、その出力を矢印８で入力する同期信
号によつて形成される計測部位のゲートにより取
り出してサンプルアンドホールするゲート回路部
３２と、該ゲート回路部出力よりスペクトラム解
析を行い速度成分を出力する周波数解析部３３と
より成る。
複数の素子の中から計測部位にビームを指向して
いる特定素子の出力が矢印７を経由して入力し該
入力信号よりドプラ信号を検出するドプラ信号検
出部３１と、その出力を矢印８で入力する同期信
号によつて形成される計測部位のゲートにより取
り出してサンプルアンドホールするゲート回路部
３２と、該ゲート回路部出力よりスペクトラム解
析を行い速度成分を出力する周波数解析部３３と
より成る。
上述の従来技術による血流の速度計測はリニア
アレイシステムに従来のパルスドプラ血流速度計
を付加したもので、リニアアレイ素子の複数のビ
ームの中の１つを選択して該ビームによる受信信
号から速度を求めるものであり、速度計測の技術
は従来の単独ビームによる超音波パルスドプラ血
流計と同じである。したがつて、従来技術の問題
点は超音波パルスドプラ血流計が有する問題点で
あつて、ビームと直行する換言すればリニアアレ
イ素子の連設方向と平行する血流はドプラ効果が
現われず原理的に速度計測は不可能であるという
点であり、平行してはいなくてもほぼ平行に近い
角度を成す血流の計測精度も高くは望めない欠点
を有する。
アレイシステムに従来のパルスドプラ血流速度計
を付加したもので、リニアアレイ素子の複数のビ
ームの中の１つを選択して該ビームによる受信信
号から速度を求めるものであり、速度計測の技術
は従来の単独ビームによる超音波パルスドプラ血
流計と同じである。したがつて、従来技術の問題
点は超音波パルスドプラ血流計が有する問題点で
あつて、ビームと直行する換言すればリニアアレ
イ素子の連設方向と平行する血流はドプラ効果が
現われず原理的に速度計測は不可能であるという
点であり、平行してはいなくてもほぼ平行に近い
角度を成す血流の計測精度も高くは望めない欠点
を有する。
(d) 発明の目的
本発明の目的はリニアアレイ素子の特性を利用
して簡単かつ高精度に体表に平行或は斜めに走る
血流の速度を計測することにある。
して簡単かつ高精度に体表に平行或は斜めに走る
血流の速度を計測することにある。
(e) 発明の構成
複数の超音波トランスデユーサ素子を所定の一
定ピツチを以て連設し、各素子のビームを所定の
等しい狭い指向性とし、該ビームを連設された素
子列の直角方向に互いに平行して被検体に対向せ
しめ、各素子が等しい繰返し周波数のバースト超
音波を被検体に送信し、該被検体からの反射超音
波を受信して受信電気信号と映像信号を出力する
リニアアレイ素子による超音波送受信装置に於い
て、各素子を駆動する送信タイミングが等しくか
つ各素子から被検体の計測部位までの距離が等し
い場合、受信信号の振幅値を加算する加算回路
と、該加算回路出力から被検体の計測部位を含む
所定の時間幅の信号を抜出するゲート回路と、該
ゲート回路出力から同期性信号を抽出して該同期
性信号の中心周波数に比例する信号を出力する中
心周波数検出回路とより成る受信信号からの空間
周波数スペクトラムを処理する空間フイルタ回路
部を有し、該空間フイルタ回路部出力及び上述の
各素子間のピツチより該計測部位に於ける物体の
移動速度の大きさを算出する速度算出部を有し、
各素子を駆動する送信タイミング（以下送信タイ
ミングと略称する）又は各素子から被検体の計測
部位までの距離（以下計測距離と略称する）が異
なる場合或は各素子の送信タイミング及び計測距
離が異なる場合、等価的に各素子の送信タイミン
グ又は計測距離或は各素子の送信タイミング及び
計測距離が等しくなるよう、各素子からの受信信
号を該信号を遅延せしめる遅延回路を通して加算
回路に入力して加算し該加算出力から被検体の計
測部位を含む所定時間の信号を抜出するゲート回
路に入力する１の方法か、或は各素子からの受信
信号を当初に夫々ゲートするゲート回路に入力し
該ゲート回路の出力を加算回路で加算する２の方
法いずれかにより、１の方法の場合はゲート回路
の出力から２の方法の場合は加算回路の出力から
同期性信号を抽出して該同期性信号の中心周波数
に比例する信号を出力する中心周波数検出回路よ
り成る受信信号からの空間周波数スペクトラムを
処理する空間フイルタ回路部を有し、該空間フイ
ルタ回路部出力と上述の各素子間のピツチ及び各
素子の計測距離より計測部位に於ける物体の移動
速度の大きさを算出する速度算出部を有するもの
であつて、本発明により上述の目的は十分に達成
される。
定ピツチを以て連設し、各素子のビームを所定の
等しい狭い指向性とし、該ビームを連設された素
子列の直角方向に互いに平行して被検体に対向せ
しめ、各素子が等しい繰返し周波数のバースト超
音波を被検体に送信し、該被検体からの反射超音
波を受信して受信電気信号と映像信号を出力する
リニアアレイ素子による超音波送受信装置に於い
て、各素子を駆動する送信タイミングが等しくか
つ各素子から被検体の計測部位までの距離が等し
い場合、受信信号の振幅値を加算する加算回路
と、該加算回路出力から被検体の計測部位を含む
所定の時間幅の信号を抜出するゲート回路と、該
ゲート回路出力から同期性信号を抽出して該同期
性信号の中心周波数に比例する信号を出力する中
心周波数検出回路とより成る受信信号からの空間
周波数スペクトラムを処理する空間フイルタ回路
部を有し、該空間フイルタ回路部出力及び上述の
各素子間のピツチより該計測部位に於ける物体の
移動速度の大きさを算出する速度算出部を有し、
各素子を駆動する送信タイミング（以下送信タイ
ミングと略称する）又は各素子から被検体の計測
部位までの距離（以下計測距離と略称する）が異
なる場合或は各素子の送信タイミング及び計測距
離が異なる場合、等価的に各素子の送信タイミン
グ又は計測距離或は各素子の送信タイミング及び
計測距離が等しくなるよう、各素子からの受信信
号を該信号を遅延せしめる遅延回路を通して加算
回路に入力して加算し該加算出力から被検体の計
測部位を含む所定時間の信号を抜出するゲート回
路に入力する１の方法か、或は各素子からの受信
信号を当初に夫々ゲートするゲート回路に入力し
該ゲート回路の出力を加算回路で加算する２の方
法いずれかにより、１の方法の場合はゲート回路
の出力から２の方法の場合は加算回路の出力から
同期性信号を抽出して該同期性信号の中心周波数
に比例する信号を出力する中心周波数検出回路よ
り成る受信信号からの空間周波数スペクトラムを
処理する空間フイルタ回路部を有し、該空間フイ
ルタ回路部出力と上述の各素子間のピツチ及び各
素子の計測距離より計測部位に於ける物体の移動
速度の大きさを算出する速度算出部を有するもの
であつて、本発明により上述の目的は十分に達成
される。
(f) 発明の実施例
第２図ａ，ｂ，ｃに本発明の実施例を系統図に
て示す。第２図ａ，ｂ，ｃはリニアアレイ素子に
よる撮像装置に本発明を適用した実施例を示し、
リニアアレイ素子が被検体（生体）１００に当接
し該素子のビームが血流に指向している状況も併
せ示している。
て示す。第２図ａ，ｂ，ｃはリニアアレイ素子に
よる撮像装置に本発明を適用した実施例を示し、
リニアアレイ素子が被検体（生体）１００に当接
し該素子のビームが血流に指向している状況も併
せ示している。
第２図ａに於て、１０はリニアアレイ素子、２
０は撮像処理部にて前述の第１図と同じ構成でか
つ同じ機能を有し、４０は本発明による血流速計
測部である。第２図ａは送信タイミングはリニア
アレイ素子１０のすべての素子が同時にバースト
し、血流の部位がリニアアレイ素子１０と平行し
ているという条件での系統図である。リニアアレ
イ素子１０の各素子を１１に示し、各素子１１よ
り等しい距離にある血流１０２（１０１は血管を
示す）に等しい周波数の超音波を送信し、その反
射が同じ素子１１で受信される。往復矢印１２は
この状況を示す。各素子１１から出力する受信信
号は夫々撮像処理部２０に入力すると共に血流速
計測部４０に入力する。
０は撮像処理部にて前述の第１図と同じ構成でか
つ同じ機能を有し、４０は本発明による血流速計
測部である。第２図ａは送信タイミングはリニア
アレイ素子１０のすべての素子が同時にバースト
し、血流の部位がリニアアレイ素子１０と平行し
ているという条件での系統図である。リニアアレ
イ素子１０の各素子を１１に示し、各素子１１よ
り等しい距離にある血流１０２（１０１は血管を
示す）に等しい周波数の超音波を送信し、その反
射が同じ素子１１で受信される。往復矢印１２は
この状況を示す。各素子１１から出力する受信信
号は夫々撮像処理部２０に入力すると共に血流速
計測部４０に入力する。
本発明は素子のリニアアレイの特徴を利用し血
流速度が或る時間は一定であると見做される場
合、各素子出力の和の信号より空間周波数スペク
トラムを求め該スペクトラムより血流速度を検出
するものであり、その原理を第３図の波形図にて
説明する。
流速度が或る時間は一定であると見做される場
合、各素子出力の和の信号より空間周波数スペク
トラムを求め該スペクトラムより血流速度を検出
するものであり、その原理を第３図の波形図にて
説明する。
第３図ａに於て１１−１，２，３……，ｎは素
子にて夫々Ｐなる等しいピツチにて連設されてい
る。１０３は血管にて内部の血液はひなる一定速
度で或る時間流れているとする。各素子の右側に
横軸に時刻ｔ、縦軸に各素子の受信信号の振幅Ｅ
をとつた波形を示す。血液は赤血球が血液中に均
等に分布しているものではなく１０２−１，２及
び３に示す如くランダムに密に集合した一種の血
塊を成しており、したがつて各素子の受信信号は
ランダムな波形を示す。今、たまたま血塊１０２
−３が比較的大きくそれの反射による受信信号も
大きいとする。時刻t1にて丁度素子１１−１のビ
ームが血塊１０２−３に正対していたとし、他の
素子はその他の比較的小さい血塊の反射を受信し
ていたとすると、時刻t1の各素子出力の受信信号
の和をとるとt1時の振幅Es1となる。血塊１０２
−３がピツチＰだけ移動し素子１１−２のビーム
に到達したとするとその時刻t2の振幅Es2が得ら
れ、同様な経過で時刻t3の振幅Es3が得られる。
一般に素子の超音波送信繰返し周期は血流の脈搏
周期に比べ十分小さく、時刻t1或はt2或はt3のEs
は時刻t1，t2，t3を中心に各素子のビームを血塊
が横切るΔtの時間受信信号は重畳され、その結
果第３図ｂの如き周期性を持つた信号が得られ
る。以上は大きい血塊の信号を扱い第３図ｂのグ
ループEG1の如き信号になるが、小さい血塊でも
グループEG2の如く小さい変化ではあるが同期性
信号が得られる。t1，t2，t3の時間間隔tpは血流
速ｖが一定のためピツチＰとの間に次式の関係が
ある。
子にて夫々Ｐなる等しいピツチにて連設されてい
る。１０３は血管にて内部の血液はひなる一定速
度で或る時間流れているとする。各素子の右側に
横軸に時刻ｔ、縦軸に各素子の受信信号の振幅Ｅ
をとつた波形を示す。血液は赤血球が血液中に均
等に分布しているものではなく１０２−１，２及
び３に示す如くランダムに密に集合した一種の血
塊を成しており、したがつて各素子の受信信号は
ランダムな波形を示す。今、たまたま血塊１０２
−３が比較的大きくそれの反射による受信信号も
大きいとする。時刻t1にて丁度素子１１−１のビ
ームが血塊１０２−３に正対していたとし、他の
素子はその他の比較的小さい血塊の反射を受信し
ていたとすると、時刻t1の各素子出力の受信信号
の和をとるとt1時の振幅Es1となる。血塊１０２
−３がピツチＰだけ移動し素子１１−２のビーム
に到達したとするとその時刻t2の振幅Es2が得ら
れ、同様な経過で時刻t3の振幅Es3が得られる。
一般に素子の超音波送信繰返し周期は血流の脈搏
周期に比べ十分小さく、時刻t1或はt2或はt3のEs
は時刻t1，t2，t3を中心に各素子のビームを血塊
が横切るΔtの時間受信信号は重畳され、その結
果第３図ｂの如き周期性を持つた信号が得られ
る。以上は大きい血塊の信号を扱い第３図ｂのグ
ループEG1の如き信号になるが、小さい血塊でも
グループEG2の如く小さい変化ではあるが同期性
信号が得られる。t1，t2，t3の時間間隔tpは血流
速ｖが一定のためピツチＰとの間に次式の関係が
ある。
ｖ＝Ｐ／tp ……(1)
したがつて、加算した信号EG1やEG2から同期性
信号を抽出し、そのスペクトラムから中心周波数
を求めればtpが得られ、(1)式に従い血流速ｖが求
められる。以上の如き周波数を空間周波数と称
し、以上の如き信号の扱い方を空間フイルタリン
グと称す。
信号を抽出し、そのスペクトラムから中心周波数
を求めればtpが得られ、(1)式に従い血流速ｖが求
められる。以上の如き周波数を空間周波数と称
し、以上の如き信号の扱い方を空間フイルタリン
グと称す。
各素子からの受信信号は実際は血流からの信号
のみではなく、血管壁や他の組織からの信号が含
まれている。したがつて上述の空間周波数を抽出
し易くするために血流路内の流速がほぼ均一と見
なせる微小区間の信号をゲートする必要がある。
第３図ａ及びｂの波形はゲートされた信号を示
す。
のみではなく、血管壁や他の組織からの信号が含
まれている。したがつて上述の空間周波数を抽出
し易くするために血流路内の流速がほぼ均一と見
なせる微小区間の信号をゲートする必要がある。
第３図ａ及びｂの波形はゲートされた信号を示
す。
第２図ａに於て、各素子１１からの受信信号の
一方は経路９を通つて加算回路４２−１で加算さ
れゲート回路４２−２に入力する。ゲート回路４
２−２は撮像処理部２０の送受信部２１より送信
パルスの同期信号を入力し、該同期信号を基準に
して計測せんとする部位を含むゲートパルスを作
り、該ゲートパルスで規制された時間の受信信号
を出力する。ゲート回路４２−２の出力は同期性
信号を抽出しかつ該同期性信号の中心周波数に比
例する信号を出力する中心周波数検出回路４２−
３に入力する。
一方は経路９を通つて加算回路４２−１で加算さ
れゲート回路４２−２に入力する。ゲート回路４
２−２は撮像処理部２０の送受信部２１より送信
パルスの同期信号を入力し、該同期信号を基準に
して計測せんとする部位を含むゲートパルスを作
り、該ゲートパルスで規制された時間の受信信号
を出力する。ゲート回路４２−２の出力は同期性
信号を抽出しかつ該同期性信号の中心周波数に比
例する信号を出力する中心周波数検出回路４２−
３に入力する。
上述の加算回路４２−１、ゲート回路４２−
２、中心周波数検出回路４２−３は空間フイルタ
部４２を構成する。空間フイルタ部４２の出力は
速度算出部４３に入力し素子１１のピツチＰを入
力し血流速度を算出する。
２、中心周波数検出回路４２−３は空間フイルタ
部４２を構成する。空間フイルタ部４２の出力は
速度算出部４３に入力し素子１１のピツチＰを入
力し血流速度を算出する。
リニアアレイ素子１０の各素子１１の送信タイ
ミング又は各素子１１からの計測距離が異なる場
合或は送信タイミング及び計測距離が共に異なる
場合、上述の方法では各素子の血流路内の微小区
間からの受信信号のみを加算できないため、以下
に述べる２つの方法のいずれかを採る必要があ
る。これら方法に関する系統図を第２図ｂ及びｃ
に示す。
ミング又は各素子１１からの計測距離が異なる場
合或は送信タイミング及び計測距離が共に異なる
場合、上述の方法では各素子の血流路内の微小区
間からの受信信号のみを加算できないため、以下
に述べる２つの方法のいずれかを採る必要があ
る。これら方法に関する系統図を第２図ｂ及びｃ
に示す。
第２図ｂに於て、血流が矢印１２−１に示す如
く夫々の素子１１に対し異なつた距離に在る場
合、各素子の送信タイミングが等しくても受信信
号は異なつた時刻で出力し、送信タイミングも異
なる場合はそのタイミングのずれが更に加わつた
異なる時刻に出力する。したがつて以上の受信タ
イミングを揃えるために第２図ｂに於いては血流
速度検出部５０の入力側に各素子出力の受信信号
を遅延させる遅延回路４１を設け送信タイミング
のずれに対しては撮像処理部２１から経路１０を
経て送信タイミング信号を入力して最初に送信し
た素子のタイミングに合わせて他の素子の受信信
号に遅延を施し、計測距離が異なる場合は最遠距
離から受信した素子出力の受信信号に合わせて他
の素子の受信信号に遅延を施して受信タイミング
を揃える。該遅延回路４１の出力処理は第２図ａ
にて前述したと同様である。
く夫々の素子１１に対し異なつた距離に在る場
合、各素子の送信タイミングが等しくても受信信
号は異なつた時刻で出力し、送信タイミングも異
なる場合はそのタイミングのずれが更に加わつた
異なる時刻に出力する。したがつて以上の受信タ
イミングを揃えるために第２図ｂに於いては血流
速度検出部５０の入力側に各素子出力の受信信号
を遅延させる遅延回路４１を設け送信タイミング
のずれに対しては撮像処理部２１から経路１０を
経て送信タイミング信号を入力して最初に送信し
た素子のタイミングに合わせて他の素子の受信信
号に遅延を施し、計測距離が異なる場合は最遠距
離から受信した素子出力の受信信号に合わせて他
の素子の受信信号に遅延を施して受信タイミング
を揃える。該遅延回路４１の出力処理は第２図ａ
にて前述したと同様である。
第２図ｃは各素子からの受信信号はゲート回路
４４−１に入力し、ゲート回路４４−１にて送信
タイミング信号を経路１２を経由して撮像処理部
２０の送受信部２１より受け、送信タイミングの
ずれと計測距離の相違に合わせてゲートタイミン
グを調整し、ゲート回路４４−１の出力を加算回
路４２−１で加算し、以下前述と同様な処理を行
うものである。
４４−１に入力し、ゲート回路４４−１にて送信
タイミング信号を経路１２を経由して撮像処理部
２０の送受信部２１より受け、送信タイミングの
ずれと計測距離の相違に合わせてゲートタイミン
グを調整し、ゲート回路４４−１の出力を加算回
路４２−１で加算し、以下前述と同様な処理を行
うものである。
本発明に於て、空間周波数スペクトラムを処理
する中心周波数検出回路４２−３につき第４図ａ
に系統図、第４図ｂに関連の信号波形を示して以
下説明する。
する中心周波数検出回路４２−３につき第４図ａ
に系統図、第４図ｂに関連の信号波形を示して以
下説明する。
第４図ａに於て、前述の如くゲートにより血流
の受信信号を取り出し加算した信号が入力端７０
に入力する。該入力信号は第４図ｂ波形２０１に
示す如く周期性信号が低周波のレベル変動に重畳
した信号故、ハイパスフイルタ（HPF）７１に
より低周波をカツトし波形２０２に示す如き信号
をHPF７１より出力する。該出力はゼロクロス
回路（その１）７２に入力し波形２０２に示す
“零レベル”を基準にして波形２０３の如き矩形
波信号を出力する。該矩形波信号２０３は一方は
一致回路７４に入力し他方はシフトレジスタ７３
に入力する。シフトレジスタ７３は電圧制御発振
器（VCO）７７のデユーテイフアクタ50％の矩
形波出力２０４で制御され、シフトレジスタ７３
の出力は一致回路７４に入力し矩形波信号２０３
と比較し波形極性が一致している信号波形２０５
を出力する。信号波形２０５はローパスフイルタ
（LPF）７５及び積分回路７６で直流電圧になり
該直流電圧はVCO７７の発振周波数を制御する。
上述のフイードバツク回路によりVCO７７の発
振周波数は安定領域に入り波形２０６を得る。
VCO７７の出力はシフトレジスタ７３の他にゼ
ロクロス回路（その２）７８に入力しており、そ
の出力はモノステーブルマルチバイブレータ７９
に入力し該モノステーブルマルチバイブレータ７
９の出力波形は２０７に示す如くなる。該波形２
０７はLPF８０にて直流になり中心周波数検出
回路の出力端８１より出力する。尚、中心周波数
検出回路第４図ａの入力信号に同期性成分が十分
認められる場合は上述のうち７８，７９，８０の
みでも中心周波数を検出し直流電圧を出力するこ
とができる。
の受信信号を取り出し加算した信号が入力端７０
に入力する。該入力信号は第４図ｂ波形２０１に
示す如く周期性信号が低周波のレベル変動に重畳
した信号故、ハイパスフイルタ（HPF）７１に
より低周波をカツトし波形２０２に示す如き信号
をHPF７１より出力する。該出力はゼロクロス
回路（その１）７２に入力し波形２０２に示す
“零レベル”を基準にして波形２０３の如き矩形
波信号を出力する。該矩形波信号２０３は一方は
一致回路７４に入力し他方はシフトレジスタ７３
に入力する。シフトレジスタ７３は電圧制御発振
器（VCO）７７のデユーテイフアクタ50％の矩
形波出力２０４で制御され、シフトレジスタ７３
の出力は一致回路７４に入力し矩形波信号２０３
と比較し波形極性が一致している信号波形２０５
を出力する。信号波形２０５はローパスフイルタ
（LPF）７５及び積分回路７６で直流電圧になり
該直流電圧はVCO７７の発振周波数を制御する。
上述のフイードバツク回路によりVCO７７の発
振周波数は安定領域に入り波形２０６を得る。
VCO７７の出力はシフトレジスタ７３の他にゼ
ロクロス回路（その２）７８に入力しており、そ
の出力はモノステーブルマルチバイブレータ７９
に入力し該モノステーブルマルチバイブレータ７
９の出力波形は２０７に示す如くなる。該波形２
０７はLPF８０にて直流になり中心周波数検出
回路の出力端８１より出力する。尚、中心周波数
検出回路第４図ａの入力信号に同期性成分が十分
認められる場合は上述のうち７８，７９，８０の
みでも中心周波数を検出し直流電圧を出力するこ
とができる。
以上により中心周波数検出回路４２−３はゲー
トされ加算された受信信号の中から周期性信号を
抽出しその中心周波数を検出し、該中心周波数に
比例した直流電圧を出力するので、該出力電圧を
速度算出部４３に入力して血流速度の大きさを算
出させることができる。
トされ加算された受信信号の中から周期性信号を
抽出しその中心周波数を検出し、該中心周波数に
比例した直流電圧を出力するので、該出力電圧を
速度算出部４３に入力して血流速度の大きさを算
出させることができる。
第２図ａ，ｂ及びｃにて上述した実施例はリニ
アアレイシステムによる撮像処理部との組合せで
本発明の血流速度検出部を説明したが、本発明の
血流速度計測は従来技術のドプラ速度計測とは逆
にリニアアレイに平行して移動する血流が高精度
に計測されるものにて必要によつては第１図に示
した従来技術のドプラ血流計と共に組み合わせて
あらゆる方向の血流を高精度に計測するシステム
を構成することもできる。
アアレイシステムによる撮像処理部との組合せで
本発明の血流速度検出部を説明したが、本発明の
血流速度計測は従来技術のドプラ速度計測とは逆
にリニアアレイに平行して移動する血流が高精度
に計測されるものにて必要によつては第１図に示
した従来技術のドプラ血流計と共に組み合わせて
あらゆる方向の血流を高精度に計測するシステム
を構成することもできる。
また、上述の実施例はすべてリニアアレイシス
テムに組み込む例であつたが、本発明の目的のた
めに専用のリニアアレイ素子を作製し例えば体表
に平行する血流を簡単に計測することもできる。
第５図に上述の実施例を系統図にて示す。
テムに組み込む例であつたが、本発明の目的のた
めに専用のリニアアレイ素子を作製し例えば体表
に平行する血流を簡単に計測することもできる。
第５図に上述の実施例を系統図にて示す。
第５図に於て、５００は血流計測専用のリニア
アレイ素子にて素子数は10〜30個程度の簡易なも
のとする。各素子５０１の送信タイミング、超音
波周波数、繰返し周波数は同一とし送信タイミン
グは送受信部６００の送信タイミング部６０２で
形成される。受信信号は送受信部６００の受信部
６０１に入力して増幅され、加算回路７０１、ゲ
ート回路７０２及び中心周波数検出回路７０３よ
り成る空間フイルタ回路部７００に入力して処理
され、空間スペクトラムの中心周波数に比例した
電圧を出力し速度算出部８００にて速度の算出を
行う。血流の部位やリニアアレイの連設方向に対
する向きは、他のＢモード表示装置等の手段で求
め、それらの諸元を速度算出部に入力する。
アレイ素子にて素子数は10〜30個程度の簡易なも
のとする。各素子５０１の送信タイミング、超音
波周波数、繰返し周波数は同一とし送信タイミン
グは送受信部６００の送信タイミング部６０２で
形成される。受信信号は送受信部６００の受信部
６０１に入力して増幅され、加算回路７０１、ゲ
ート回路７０２及び中心周波数検出回路７０３よ
り成る空間フイルタ回路部７００に入力して処理
され、空間スペクトラムの中心周波数に比例した
電圧を出力し速度算出部８００にて速度の算出を
行う。血流の部位やリニアアレイの連設方向に対
する向きは、他のＢモード表示装置等の手段で求
め、それらの諸元を速度算出部に入力する。
(g) 発明の効果
本発明より従来の超音波リニアアレイ撮像装置
に本発明を適用することにより該リニアアレイの
連設方向と平行或は斜めに走る血流の速度が簡単
かつ高精度に計測することができ、また専用リニ
アアレイ素子を用いることにより簡易に体表にほ
ぼ平行或は斜めに走る血流速度を高精度に計測す
ることができる。
に本発明を適用することにより該リニアアレイの
連設方向と平行或は斜めに走る血流の速度が簡単
かつ高精度に計測することができ、また専用リニ
アアレイ素子を用いることにより簡易に体表にほ
ぼ平行或は斜めに走る血流速度を高精度に計測す
ることができる。
第１図に従来のリニアアレイ素子を用いた超音
波撮像装置にドプラ血流速度検出部を付加した従
来技術による装置の系統図を示し、第２図にリニ
アアレイ素子を用いた超音波撮像装置に本発明に
よる空間周波数を用いた血流速計測部を付加した
装置の系統図を示し、第３図にリニアアレイ素子
からの受信信号から空間スペクトラムが得られる
原理を説明する波形を示し、第４図に本発明の特
徴である空間フイルタ回路部の中心周波数検出回
路の系統図ａ及び該系統図を説明する信号波形ｂ
を示し、第５図に専用のリニアアレイ素子を有す
る超音波血流計の系統図を示す。 全図を通じ、１０は従来の超音波リニアアレイ
撮像装置のリニアアレイ素子を示し、２０は該撮
像装置の撮像処理部を示し、３０は従来技術の血
流速度検出部を示す。４０，５０及び６０は本発
明の実施例である血流速計測部を示す。５００は
本発明の応用例による血流計測専用のリニアアレ
イ素子を示す。
波撮像装置にドプラ血流速度検出部を付加した従
来技術による装置の系統図を示し、第２図にリニ
アアレイ素子を用いた超音波撮像装置に本発明に
よる空間周波数を用いた血流速計測部を付加した
装置の系統図を示し、第３図にリニアアレイ素子
からの受信信号から空間スペクトラムが得られる
原理を説明する波形を示し、第４図に本発明の特
徴である空間フイルタ回路部の中心周波数検出回
路の系統図ａ及び該系統図を説明する信号波形ｂ
を示し、第５図に専用のリニアアレイ素子を有す
る超音波血流計の系統図を示す。 全図を通じ、１０は従来の超音波リニアアレイ
撮像装置のリニアアレイ素子を示し、２０は該撮
像装置の撮像処理部を示し、３０は従来技術の血
流速度検出部を示す。４０，５０及び６０は本発
明の実施例である血流速計測部を示す。５００は
本発明の応用例による血流計測専用のリニアアレ
イ素子を示す。
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 １ 複数の超音波トランスデユーサ素子（以下素
子と略称する）を所定の一定ピツチを以て連設
し、各素子のビームを所定の等しい狭い指向性と
し、該ビームを連設された素子列の直角方向に互
いに平行して被検体に対向せしめ、各素子が等し
い繰返し周波数のバースト超音波を被検体に送信
し、該被検体からの反射超音波を受信して受信電
気信号（以下受信信号と略称する）を出力するリ
ニアアレイ素子と、該受信信号に基づいてＢモー
ド像又はＭモード像を表示する手段とを有する超
音波送受信装置に於いて、各素子を駆動する送信
タイミングが等しくかつ各素子から被検体の計測
部位までの距離が等しい場合、各素子からの受信
信号の振幅値を加算する加算回路と、該加算回路
出力から被検体の計測部位を含む所定時間の信号
を抜出するゲート回路と、該ゲート回路出力から
同期性信号を抽出して該同期性信号の中心周波数
に比例する信号を出力する中心周波数検出回路と
より成る受信信号からの空間周波数スペクトラム
を処理する空間フイルタ回路部を有し、該空間フ
イルタ回路部出力及び上述の各素子間のピツチよ
り該計測部位に於ける物体の移動速度の大きさを
算出する速度算出部を有することを特徴とする超
音波診断装置。 ２ 複数の超音波トランスデユーサ素子（以下素
子と略称する）を所定の一定ピツチを以て連設
し、各素子のビームを所定の等しい狭い指向性と
し、該ビームを連設された素子列の直角方向に互
いに平行して被検体に対向せしめ、各素子が等し
い繰返し周波数のバースト超音波を被検体に送信
し、該被検体からの反射超音波を受信して受信電
気信号（以下受信信号と略称する）を出力するリ
ニアアレイ素子と、該受信信号に基づいてＢモー
ド像又はＭモード像を表示する手段とを有する超
音波送受信装置に於いて、各素子を駆動する送信
タイミング（以下送信タイミングと略称する）又
は各素子から被検体の計測部位までの距離（以下
計測距離と略称する）が異なる場合或いは各素子
の送信タイミング及び計測距離が異なる場合、等
価的に各素子の送信タイミング又は計測距離或い
は各素子の送信タイミング及び計測距離が等しく
なるよう、各素子からの受信信号を該信号を遅延
せしめる遅延回路を通して加算回路に入力して加
算し、該加算出力から被検体の計測部位を含む所
定時間の信号を抜出するゲート回路に入力する１
の方法か、或は各素子からの受信信号を当初に
夫々ゲートするゲート回路に入力し該ゲート回路
の出力を加算回路で加算する２の方法いずれかに
より、１の方法の場合はゲート回路の出力から２
の方法の場合は加算回路の出力から同期性信号を
抽出して該同期性信号の中心周波数に比例する信
号を出力する中心周波数検出回路より成る受信信
号からの空間周波数スペクトラムを処理する空間
フイルタ回路部を有し、該空間フイルタ回路部出
力と上述の各素子間のピツチ及び各素子の計測距
離より計測部位に於ける物体の移動速度の大きさ
を算出する速度算出部を有することを特徴とする
超音波診断装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP13374083A JPS6024826A (ja) | 1983-07-22 | 1983-07-22 | 超音波診断装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP13374083A JPS6024826A (ja) | 1983-07-22 | 1983-07-22 | 超音波診断装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS6024826A JPS6024826A (ja) | 1985-02-07 |
| JPH0248256B2 true JPH0248256B2 (ja) | 1990-10-24 |
Family
ID=15111808
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP13374083A Granted JPS6024826A (ja) | 1983-07-22 | 1983-07-22 | 超音波診断装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS6024826A (ja) |
Families Citing this family (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| SE8401789D0 (sv) * | 1984-04-02 | 1984-04-02 | Morten Benthin | Anordning for metning av rorliga strukturer med hjelp av ultraljud |
Family Cites Families (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS5813852A (ja) * | 1981-06-18 | 1983-01-26 | 株式会社平井技研 | 太陽エネルギ収集屋根の軒先部点検脱着装置 |
-
1983
- 1983-07-22 JP JP13374083A patent/JPS6024826A/ja active Granted
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS6024826A (ja) | 1985-02-07 |
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