JPH0414021B2 - - Google Patents
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- JPH0414021B2 JPH0414021B2 JP58156193A JP15619383A JPH0414021B2 JP H0414021 B2 JPH0414021 B2 JP H0414021B2 JP 58156193 A JP58156193 A JP 58156193A JP 15619383 A JP15619383 A JP 15619383A JP H0414021 B2 JPH0414021 B2 JP H0414021B2
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Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01S—RADIO DIRECTION-FINDING; RADIO NAVIGATION; DETERMINING DISTANCE OR VELOCITY BY USE OF RADIO WAVES; LOCATING OR PRESENCE-DETECTING BY USE OF THE REFLECTION OR RERADIATION OF RADIO WAVES; ANALOGOUS ARRANGEMENTS USING OTHER WAVES
- G01S15/00—Systems using the reflection or reradiation of acoustic waves, e.g. sonar systems
- G01S15/88—Sonar systems specially adapted for specific applications
- G01S15/89—Sonar systems specially adapted for specific applications for mapping or imaging
- G01S15/8906—Short-range imaging systems; Acoustic microscope systems using pulse-echo techniques
- G01S15/8979—Combined Doppler and pulse-echo imaging systems
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
- A61B8/06—Measuring blood flow
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Description
【発明の詳細な説明】
〔発明の技術分野〕
この発明は、被検体に発射した超音波ビームの
反射波情報により、被検体に全く無侵襲で、被検
体内の流体の流れたとえば心臓内血流をそのまま
画像表示可能な超音波流体観測装置に関する。
反射波情報により、被検体に全く無侵襲で、被検
体内の流体の流れたとえば心臓内血流をそのまま
画像表示可能な超音波流体観測装置に関する。
リアルタイム超音波断層装置の発展により、心
臓の断層像を観測することができるようになつ
た。ところが、心臓内の血液からの反射波の強度
は、心筋からの反射波の強度に比して、40dB以
上も低いために、心臓断層像では、血液は反射波
のないエコーフリー部分として、通常、表示され
ている。したがつて、血液の存在は推定可能であ
るが、血流の様子を知ることは、できない。
臓の断層像を観測することができるようになつ
た。ところが、心臓内の血液からの反射波の強度
は、心筋からの反射波の強度に比して、40dB以
上も低いために、心臓断層像では、血液は反射波
のないエコーフリー部分として、通常、表示され
ている。したがつて、血液の存在は推定可能であ
るが、血流の様子を知ることは、できない。
そこで、生理食塩水には目に見えない微小の気
泡（マイクロバブル）が存在し、これがために超
音波を強く反射させるとの特性を利用して、静脈
より被検体内に注入した生理食塩水を血液と共に
心臓内に到達させることにより、断層像中に血流
像を表示する手法がある。この手法は、コントラ
ストエコー法と称し、実用化されている。
泡（マイクロバブル）が存在し、これがために超
音波を強く反射させるとの特性を利用して、静脈
より被検体内に注入した生理食塩水を血液と共に
心臓内に到達させることにより、断層像中に血流
像を表示する手法がある。この手法は、コントラ
ストエコー法と称し、実用化されている。
しかしながら、前記コントラストエコー法は、
被検体に静脈注射をしなければならず（侵襲的で
ある。）、右心系（肺に血液を送る機能）の血流像
のみが表示可能であり、最も知りたいところの、
左心系（体内に血液を送る機能）の血流は観測す
ることができない欠点がある。
被検体に静脈注射をしなければならず（侵襲的で
ある。）、右心系（肺に血液を送る機能）の血流像
のみが表示可能であり、最も知りたいところの、
左心系（体内に血液を送る機能）の血流は観測す
ることができない欠点がある。
一方、ドツプラ効果を利用して血流を２次元的
に画像表示する方法も提案されている（第421回
日本超音波医学論文集）。
に画像表示する方法も提案されている（第421回
日本超音波医学論文集）。
しかしながら、前記提案に係る方法は、血流そ
のものを画像に表示するものではなく、流速分布
を表示するものであつて、直感的に血流の様子を
把握することができない。また、前記方法は、超
音波ビームの発射方向に平行な血流の成分（向つ
てくるのか、遠ざかつているのか）のみを検出し
ているため、血流は一般に超音波ビームに対して
斜め方向に流れていることがあるにもかかわら
ず、その情報を全く知ることができない欠点が有
る。
のものを画像に表示するものではなく、流速分布
を表示するものであつて、直感的に血流の様子を
把握することができない。また、前記方法は、超
音波ビームの発射方向に平行な血流の成分（向つ
てくるのか、遠ざかつているのか）のみを検出し
ているため、血流は一般に超音波ビームに対して
斜め方向に流れていることがあるにもかかわら
ず、その情報を全く知ることができない欠点が有
る。
この発明は、前記事情に基づいてなされたもの
であり、被検体に無侵襲に、超音波ビームに平行
な血流の情報は勿論のこと、超音波ビームに直交
する方向の血流の情報もとらえて、血流の様子を
そのまま画像に表示することのできる超音波血流
観測装置を提供することを目的とするものであ
る。
であり、被検体に無侵襲に、超音波ビームに平行
な血流の情報は勿論のこと、超音波ビームに直交
する方向の血流の情報もとらえて、血流の様子を
そのまま画像に表示することのできる超音波血流
観測装置を提供することを目的とするものであ
る。
前記目的を達成するためのこの発明の概要は、
超音波の送受可能な超音波振動子を有する超音波
トランスジユーサと、前記超音波振動子を励振す
るパルスを出力するパルサと、前記超音波振動子
で受信した反射波信号を位相検波する第１の位相
情報検出手段と、前記第１の位相情報検出手段よ
りの出力から固定反射波信号を除去するクラツタ
除去手段と、前記クラツタ除去手段よりの出力中
のドツプラ偏移信号から位相情報を検出する第２
の位相情報検出手段と、前記第２の位相情報検出
手段により得られた位相情報により流体の流れを
表示する表示装置と、を含むことを特徴とするも
のである。
超音波の送受可能な超音波振動子を有する超音波
トランスジユーサと、前記超音波振動子を励振す
るパルスを出力するパルサと、前記超音波振動子
で受信した反射波信号を位相検波する第１の位相
情報検出手段と、前記第１の位相情報検出手段よ
りの出力から固定反射波信号を除去するクラツタ
除去手段と、前記クラツタ除去手段よりの出力中
のドツプラ偏移信号から位相情報を検出する第２
の位相情報検出手段と、前記第２の位相情報検出
手段により得られた位相情報により流体の流れを
表示する表示装置と、を含むことを特徴とするも
のである。
先ず、この発明について原理的説明をする。
被検体内より反射してくる反射波信号は、体内
の筋肉等からの強い反射信号と前記反射信号の約
１／１００程度の、血球からのきわめて微弱な反射信
号とが重畳したものである。したがつて、検知す
る反射波信号から、体内の筋肉等の固定反射体
（クラツタ）からの強い反射信号（固定反射信号）
を除去すると、血球からのきわめて微弱な反射信
号が得られる。血球は血流により動いているから
前記微弱な反射信号は、血流速度に対応するドツ
プラ偏移信号として得られる。ドツプラ偏移信号
の位相は、超音波ビームの発射点から反射点まで
の距離により異なり、それが血流速度と等しい速
度で動くために、この位相情報より、血流速度を
検出することができる。
の筋肉等からの強い反射信号と前記反射信号の約
１／１００程度の、血球からのきわめて微弱な反射信
号とが重畳したものである。したがつて、検知す
る反射波信号から、体内の筋肉等の固定反射体
（クラツタ）からの強い反射信号（固定反射信号）
を除去すると、血球からのきわめて微弱な反射信
号が得られる。血球は血流により動いているから
前記微弱な反射信号は、血流速度に対応するドツ
プラ偏移信号として得られる。ドツプラ偏移信号
の位相は、超音波ビームの発射点から反射点まで
の距離により異なり、それが血流速度と等しい速
度で動くために、この位相情報より、血流速度を
検出することができる。
さらに詳述すると、被検体内から反射する反射
エコーを超音波トランスジユーサで受波して得た
反射波信号erfは、第１図ａに示され、超音波パ
ルスが反射してから受波されるまでの時間ｔと超
音波振動子から反射点までの距離ｘとがｘ＝1/2
ctの関係を有するので、第１図ａの横軸ｔは距離
ｘに対応する。第１図ｂは前記反射波信号を位相
検波して得た信号であり、クラツタからの信号ec
と血液からの微弱な信号edとが重畳している。
第１図ｃは前記位相検波して得た信号から前記ク
ラツタ信号ecを除去したところの信号edを示し
たものであり、信号edの振幅は実際にはきわめ
て小さいのであるが便宜上それを拡大して示して
ある。また、第１図ｄは前記信号edの一部分の
時間軸を拡大して表示したものである。
エコーを超音波トランスジユーサで受波して得た
反射波信号erfは、第１図ａに示され、超音波パ
ルスが反射してから受波されるまでの時間ｔと超
音波振動子から反射点までの距離ｘとがｘ＝1/2
ctの関係を有するので、第１図ａの横軸ｔは距離
ｘに対応する。第１図ｂは前記反射波信号を位相
検波して得た信号であり、クラツタからの信号ec
と血液からの微弱な信号edとが重畳している。
第１図ｃは前記位相検波して得た信号から前記ク
ラツタ信号ecを除去したところの信号edを示し
たものであり、信号edの振幅は実際にはきわめ
て小さいのであるが便宜上それを拡大して示して
ある。また、第１図ｄは前記信号edの一部分の
時間軸を拡大して表示したものである。
これらの信号はレートパルス毎すなわち、レー
ト周波数をfrとしてΔτ＝１／fr毎に得られる。
ト周波数をfrとしてΔτ＝１／fr毎に得られる。
第２図は信号edのｘ＝x0における値を各レー
ト毎に示したものである。
ト毎に示したものである。
サンプルボリウムΔxの中心がｘ軸にあり、最
初のレートパルスからｎ番目（τ秒後、τ＝
nΔτ）のレートパルスで得られるサンプルボリウ
ムΔx内の、血球からの反射波信号edは、ｘとτ
との関数であり、第１式で表わされる。
初のレートパルスからｎ番目（τ秒後、τ＝
nΔτ）のレートパルスで得られるサンプルボリウ
ムΔx内の、血球からの反射波信号edは、ｘとτ
との関数であり、第１式で表わされる。
ed（ｘ、τ）＝Ａ（ｘ−υx・τ）cos
｛2π×fd（ｘ）ｒ＋θ（ｘ−υx・τ）｝ ……(1)
ただし、
ed（ｘ，０）＝Ａ（ｘ）cos｛θ（ｘ）｝ ……(2)
τ＝ｎ・Δτ＝ｎ／fr ……(3)
ここで、υxは血流速度のｘ方向成分、Ａ（ｘ）
cos｛θ（ｘ）｝は最初のレートパルス（τ＝０）で
得られた信号edの振幅である。
cos｛θ（ｘ）｝は最初のレートパルス（τ＝０）で
得られた信号edの振幅である。
血球は速度υxでｘ方向（第２図では−ｘ方向、
すなわち、超音波トランスジユーサに接近する方
向）へ動くから、レートパルス毎に反射波の位相
が変化し、したがつて、位相検波後の信号の振幅
が変化する。この変化は、第２図のτ方向への振
幅変化ed（xp−υxτ・τ）で示され、τに対して
正弦波状に変化する。ｘ方向への動きはわずかで
あり、通常のパルスドツプラ血流速測定装置で
は、たとえばｘ＝xpの固定位置のedを検出する
と、この正弦波状の信号がドツプラ信号として検
出される。すなわち、前記第１式で、ｘ＝Xp、
υx・τ０とすると、 ed（xp，τ）＝Ａ（xp） cos｛2πfd（xp）τ＋θ（xp）｝ ……(4) として、fdが検出される。
すなわち、超音波トランスジユーサに接近する方
向）へ動くから、レートパルス毎に反射波の位相
が変化し、したがつて、位相検波後の信号の振幅
が変化する。この変化は、第２図のτ方向への振
幅変化ed（xp−υxτ・τ）で示され、τに対して
正弦波状に変化する。ｘ方向への動きはわずかで
あり、通常のパルスドツプラ血流速測定装置で
は、たとえばｘ＝xpの固定位置のedを検出する
と、この正弦波状の信号がドツプラ信号として検
出される。すなわち、前記第１式で、ｘ＝Xp、
υx・τ０とすると、 ed（xp，τ）＝Ａ（xp） cos｛2πfd（xp）τ＋θ（xp）｝ ……(4) として、fdが検出される。
ところが、実際には、υx・τ＝０ではなく、
第２図に示すようにわずかにずれている。
第２図に示すようにわずかにずれている。
次に、前記サンプルボリウムΔxに隣接した他
のサンプルボリウム内の血液からの反射波信号の
位相は一般に異なつている。そのことは、前記第
２式のθ（ｘ）で表わされ、位置ｘによつて異な
ることが示される。しかし、近傍であれば、血球
の速度すなわちfdはほぼ等しく、振幅を決定する
係数Ａ（ｘ）もほぼ等しい。すなわち、 Ａ（ｘ＋Δx）≒Ａ（ｘ） ……(5) fd（ｘ＋Δx）≒fd（ｘ） ……(6) となる。
のサンプルボリウム内の血液からの反射波信号の
位相は一般に異なつている。そのことは、前記第
２式のθ（ｘ）で表わされ、位置ｘによつて異な
ることが示される。しかし、近傍であれば、血球
の速度すなわちfdはほぼ等しく、振幅を決定する
係数Ａ（ｘ）もほぼ等しい。すなわち、 Ａ（ｘ＋Δx）≒Ａ（ｘ） ……(5) fd（ｘ＋Δx）≒fd（ｘ） ……(6) となる。
位相θ（ｘ）の情報を検出するために、隣接す
るサンプルボリウムによる反射波の位相差Δθ
（ｘ）を求める必要がある。
るサンプルボリウムによる反射波の位相差Δθ
（ｘ）を求める必要がある。
ed（ｘ，τ）とed（ｘ＋Δx，τ）との積をＥ
（ｘ，τ）とし、前記第５式および第６式を用い
ると、 Ｅ（ｘ，τ）≒1/2A2（ｘ−υx・ｔ）× 〔cos｛4πfd（ｘ）τ＋θ（ｘ−υxτ＋ θ（ｘ＋Δx−υxt）＋cos｛θ（ｘ−υxτ −θ（ｘ＋Δx−υxτ）｝〕 ……(7) ここで直流成分のみをとり、これを（ｘ，τ）
とすると、 （ｘ，τ）＝1/2A2（ｘ−υxτ） ×cos｛Δθ（ｘ−υxτ）｝ ……(8) Δθ（ｘ）＝θ（ｘ）−θ（ｘ＋Δx）……(9) となる。
（ｘ，τ）とし、前記第５式および第６式を用い
ると、 Ｅ（ｘ，τ）≒1/2A2（ｘ−υx・ｔ）× 〔cos｛4πfd（ｘ）τ＋θ（ｘ−υxτ＋ θ（ｘ＋Δx−υxt）＋cos｛θ（ｘ−υxτ −θ（ｘ＋Δx−υxτ）｝〕 ……(7) ここで直流成分のみをとり、これを（ｘ，τ）
とすると、 （ｘ，τ）＝1/2A2（ｘ−υxτ） ×cos｛Δθ（ｘ−υxτ）｝ ……(8) Δθ（ｘ）＝θ（ｘ）−θ（ｘ＋Δx）……(9) となる。
（ｘ，τ）は、速度υxでｘ方向へ移動する
から、この値で輝度変調した信号を表示すると、
血流の動きそのものが表示されることになる。
から、この値で輝度変調した信号を表示すると、
血流の動きそのものが表示されることになる。
次に、前記原理を実現するこの発明の一実施例
について図面を参照しながら説明する。
について図面を参照しながら説明する。
この発明の一実施例である超音波血流観測装置
は、第３図に示すように、基本的には、基本クロ
ツクより分周されたたとえば6KHzのレートパル
スを発生するクロツクパルス発生器１と、前記ク
ロツクパルス発生器１より出力されるレートパル
スを入力して駆動パルスを出力するパルサ２と、
前記パルサ２より出力される駆動パルスを内蔵す
る超音波振動子に印加して、これを励振すること
により超音波を被検体４内に発射し、被検体４内
で反射する反射エコーを前記超音波振動子で受波
し、これを電気信号に変換して反射波信号を出力
する超音波トランスジユーサ３と、前記超音波ト
ランスジユーサ３より出力される反射波信号を増
幅するアンプ７と、前記アンプ７で増幅された反
射波信号を位相検波する第１の位相情報検出手段
８と、前記第１の位相情報検出手段８で位相検波
された反射波信号からクラツタによる反射波信号
を除去するクラツタ除去手段９と、前記クラツタ
除去手段９より出力される反射波信号中のドツプ
ラ偏移信号から位相情報を検出する第２の位相情
報検出手段１０と、前記第２の位相情報検出手段
１０よりの出力信号を輝度変調してたとえば
CRT上に画像を表示する表示手段１１と、を含
んで構成される。
は、第３図に示すように、基本的には、基本クロ
ツクより分周されたたとえば6KHzのレートパル
スを発生するクロツクパルス発生器１と、前記ク
ロツクパルス発生器１より出力されるレートパル
スを入力して駆動パルスを出力するパルサ２と、
前記パルサ２より出力される駆動パルスを内蔵す
る超音波振動子に印加して、これを励振すること
により超音波を被検体４内に発射し、被検体４内
で反射する反射エコーを前記超音波振動子で受波
し、これを電気信号に変換して反射波信号を出力
する超音波トランスジユーサ３と、前記超音波ト
ランスジユーサ３より出力される反射波信号を増
幅するアンプ７と、前記アンプ７で増幅された反
射波信号を位相検波する第１の位相情報検出手段
８と、前記第１の位相情報検出手段８で位相検波
された反射波信号からクラツタによる反射波信号
を除去するクラツタ除去手段９と、前記クラツタ
除去手段９より出力される反射波信号中のドツプ
ラ偏移信号から位相情報を検出する第２の位相情
報検出手段１０と、前記第２の位相情報検出手段
１０よりの出力信号を輝度変調してたとえば
CRT上に画像を表示する表示手段１１と、を含
んで構成される。
なお、第３図において、６で示すのは超音波の
走査領域であり、５で示すのは被検体４内の心臓
である。
走査領域であり、５で示すのは被検体４内の心臓
である。
前記実施例の構成を詳述すると、第４図に示す
ように、前記クロツクパルス発生器１は、基本ク
ロツクパルスを発振する基本パルス発振器１８
と、前記基本パルス発振器１８より出力される基
本パルスを分周してレートパルスを前記パルサ２
に出力するレートパルス発生器１９Ａと、前記基
本パルスを分周して参照信号を前記第１の位相情
報検出手段８に出力する参照信号発生器１９Ｂと
を有して構成される。
ように、前記クロツクパルス発生器１は、基本ク
ロツクパルスを発振する基本パルス発振器１８
と、前記基本パルス発振器１８より出力される基
本パルスを分周してレートパルスを前記パルサ２
に出力するレートパルス発生器１９Ａと、前記基
本パルスを分周して参照信号を前記第１の位相情
報検出手段８に出力する参照信号発生器１９Ｂと
を有して構成される。
前記第１の位相情報検出手段８は、ミキサ２０
とローパスフイルタ２１とを有し、アンプ７より
出力される反射波信号とその中心周波数にほぼ等
しい周波数を有し、前記参照信号発生器１９Ｂよ
り出力される参照信号とを掛け合わせ、高周波成
分をカツトして、位相検波する構成となつてい
る。
とローパスフイルタ２１とを有し、アンプ７より
出力される反射波信号とその中心周波数にほぼ等
しい周波数を有し、前記参照信号発生器１９Ｂよ
り出力される参照信号とを掛け合わせ、高周波成
分をカツトして、位相検波する構成となつてい
る。
前記クラツタ除去手段９は、前記第１の位相情
報検出手段８より出力される反射波信号をＡ／Ｄ
変換するＡ／Ｄ変換器２２と反射波信号からクラ
ツタによる反射波信号ecを除去するデジタルコム
フイルタ２３とを有して構成される。
報検出手段８より出力される反射波信号をＡ／Ｄ
変換するＡ／Ｄ変換器２２と反射波信号からクラ
ツタによる反射波信号ecを除去するデジタルコム
フイルタ２３とを有して構成される。
前記デジタルコムフイルタ２３は、たとえば第
５図ａに示すような、加算器３１，３２、シフト
レジスタ３３および乗算器３４により構成するこ
とができ、シフトレジスタ３３は１レートパルス
間隔に相当する時間分の遅延を行なう。ここで、
レートパルス周波数frを6KHzとすると、前記デ
ジタルコムフイルタ２３によるレートパルス間隔
時間すなわちシフトレジスタ３３の遅延時間は
167μSになる。デジタルコムフイルタ２３のフイ
ルタ特性は、たとえば第５図ｂに示すバンドパス
フイルタを形成するものであり、複数段よりなる
高次のフイルタ回路にすると、さらに良好なフイ
ルタ特性を達成することができる。たとえば、第
５図ｃに示すように、加算器３１，３２、シフト
レジスタ３３Ａ，３３Ｂおよび乗算器３４Ａ，３
４Ｂ，３４Ｃ，３４Ｄ，３４Ｅ、により構成され
る２次のデジタルフイルタ１段で、数10レートパ
ルス分の演算をくり返えすことにより所望のフイ
ルタ効果を得ることができる。デジタルコムフイ
ルタ２３の出力は、クラツタによる反射波信号ec
が除去されており、たとえば第１図ｃ，ｄに示す
波形を有する反射波信号edに相当するものであ
る。
５図ａに示すような、加算器３１，３２、シフト
レジスタ３３および乗算器３４により構成するこ
とができ、シフトレジスタ３３は１レートパルス
間隔に相当する時間分の遅延を行なう。ここで、
レートパルス周波数frを6KHzとすると、前記デ
ジタルコムフイルタ２３によるレートパルス間隔
時間すなわちシフトレジスタ３３の遅延時間は
167μSになる。デジタルコムフイルタ２３のフイ
ルタ特性は、たとえば第５図ｂに示すバンドパス
フイルタを形成するものであり、複数段よりなる
高次のフイルタ回路にすると、さらに良好なフイ
ルタ特性を達成することができる。たとえば、第
５図ｃに示すように、加算器３１，３２、シフト
レジスタ３３Ａ，３３Ｂおよび乗算器３４Ａ，３
４Ｂ，３４Ｃ，３４Ｄ，３４Ｅ、により構成され
る２次のデジタルフイルタ１段で、数10レートパ
ルス分の演算をくり返えすことにより所望のフイ
ルタ効果を得ることができる。デジタルコムフイ
ルタ２３の出力は、クラツタによる反射波信号ec
が除去されており、たとえば第１図ｃ，ｄに示す
波形を有する反射波信号edに相当するものであ
る。
前記第２の位相情報検出手段１０は、第４図に
示すように、血球からの信号edをサンプルボリ
ウム程度の遅延時間（〜2Δx／ｃ）だけ遅延させ
る遅延回路２４と、前記血球からの信号edと遅
延回路２４より出力される遅延した信号e′dとを
積算する積算回路２５と、積算回路２５より出力
される数レート分の信号をｎ回単純加算する加算
回路２６と、を有し、交流分を消去して前記第８
式の（ｘ，τ）に相当する信号を出力する構成
となつている。
示すように、血球からの信号edをサンプルボリ
ウム程度の遅延時間（〜2Δx／ｃ）だけ遅延させ
る遅延回路２４と、前記血球からの信号edと遅
延回路２４より出力される遅延した信号e′dとを
積算する積算回路２５と、積算回路２５より出力
される数レート分の信号をｎ回単純加算する加算
回路２６と、を有し、交流分を消去して前記第８
式の（ｘ，τ）に相当する信号を出力する構成
となつている。
前記表示装置１１は、前記（ｘ，τ）に相当
する信号をＤ／Ａ変換器２７によりＤ／Ａ変化
し、得られるアナログ信号を輝度変調してCRT
２８上に、あるいはレコーダ２９上にＭモードと
同様の表示法により画像表示可能に構成される。
する信号をＤ／Ａ変換器２７によりＤ／Ａ変化
し、得られるアナログ信号を輝度変調してCRT
２８上に、あるいはレコーダ２９上にＭモードと
同様の表示法により画像表示可能に構成される。
前記加算回路２６によりΔτ（＝１／fr）秒毎に
ｎ回の単純加算をし、それを１本の走査線とする
と、走査線間隔τ1は、 τ1＝nΔτ ……(10) である。そして、検出可能な血流速度のｘ方向成
分の最大値Vx・maxは、 Vx・max＝Cfr／4fo ……(11) であり、そのときに血流の動く最大距離Δxnax
は、 Δxnax＝nc／4fo ……(12) である。ただし、Ｃは音速、frはレート周波数、
foは超音波パルスの中心周波数である。たとえ
ば、Ｃ＝1500m／ｓ，fr＝6KHz，fo＝2.4MHz，
ｎ＝16とすると、 Vxnax＝94cm／ｓ ｎ・Δτ＝2.67ms Δxnax＝2.5mm となる。
ｎ回の単純加算をし、それを１本の走査線とする
と、走査線間隔τ1は、 τ1＝nΔτ ……(10) である。そして、検出可能な血流速度のｘ方向成
分の最大値Vx・maxは、 Vx・max＝Cfr／4fo ……(11) であり、そのときに血流の動く最大距離Δxnax
は、 Δxnax＝nc／4fo ……(12) である。ただし、Ｃは音速、frはレート周波数、
foは超音波パルスの中心周波数である。たとえ
ば、Ｃ＝1500m／ｓ，fr＝6KHz，fo＝2.4MHz，
ｎ＝16とすると、 Vxnax＝94cm／ｓ ｎ・Δτ＝2.67ms Δxnax＝2.5mm となる。
次に、以上構成の超音波血流観測装置を用いた
２次元的な血流の観測について説明する。
２次元的な血流の観測について説明する。
先ず、超音波トランスジユーサ３より発射する
超音波ビームで被検体４内の断層面を走査する。
ビーム走査は電子走査であつても、メカニカル走
査であつてもよい。たとえば第６図に示すように
セクタ角を20゜とし、0.5゜おきにセクタ走査をす
ると、走査線数は40本である。
超音波ビームで被検体４内の断層面を走査する。
ビーム走査は電子走査であつても、メカニカル走
査であつてもよい。たとえば第６図に示すように
セクタ角を20゜とし、0.5゜おきにセクタ走査をす
ると、走査線数は40本である。
ここで、１フレームの画像が40本の走査線で構
成され、フレーム間隔τ2が6.67msであるとき、移
動する血球の観測が可能かどうかをあらかじめ検
討しておく。
成され、フレーム間隔τ2が6.67msであるとき、移
動する血球の観測が可能かどうかをあらかじめ検
討しておく。
第６図に示すように、一般に血球が超音波ビー
ム方向ｘに対してθの方向に移動した場合、超音
波ビームのｘ方向およびこれに直交するｙ方向の
血球の速度成分Vx，Vyは、速度の絶対値をUo
とすると、 Vx＝Vo cosθ ……(13) Vy＝Vo cosθ ……(14) である。これに対して検出可能な速度Vo max，
Vy max，Vx maxそれぞれは、 Vx max＝Cfr／4fo ……(15) Vo max＝Cfr／4fo cosθ ……(16) Vy max＝Cfr tanθ／4fo ……(17) である。１フレームの画像がＮ本の走査線で構成
され、フレーム間隔τ2の間に血球が移動するｘ方
向、Ｙ方向および絶対距離それぞれの最大値を
Δxmax，Δymax，Δlmaxとすると、 τ2＝Ｎ・Δτ＝Ｎ／fr ……(18) Δxmax＝NC／4fo ……(19) Δymax＝NCtanθ／4fo ……(20) Δlmax＝NC／4fo cosθ ……(21) である。前記のように、Ｎ＝40本、fr＝6KHz，
fo＝2.4MHz，θ＝45゜，τ2＝6.67msとすれば、前
記第18〜第21式により Δxmax＝Δymax＝6.25mm Δlmax＝8.84mm となる。
ム方向ｘに対してθの方向に移動した場合、超音
波ビームのｘ方向およびこれに直交するｙ方向の
血球の速度成分Vx，Vyは、速度の絶対値をUo
とすると、 Vx＝Vo cosθ ……(13) Vy＝Vo cosθ ……(14) である。これに対して検出可能な速度Vo max，
Vy max，Vx maxそれぞれは、 Vx max＝Cfr／4fo ……(15) Vo max＝Cfr／4fo cosθ ……(16) Vy max＝Cfr tanθ／4fo ……(17) である。１フレームの画像がＮ本の走査線で構成
され、フレーム間隔τ2の間に血球が移動するｘ方
向、Ｙ方向および絶対距離それぞれの最大値を
Δxmax，Δymax，Δlmaxとすると、 τ2＝Ｎ・Δτ＝Ｎ／fr ……(18) Δxmax＝NC／4fo ……(19) Δymax＝NCtanθ／4fo ……(20) Δlmax＝NC／4fo cosθ ……(21) である。前記のように、Ｎ＝40本、fr＝6KHz，
fo＝2.4MHz，θ＝45゜，τ2＝6.67msとすれば、前
記第18〜第21式により Δxmax＝Δymax＝6.25mm Δlmax＝8.84mm となる。
一方、超音波トランスジユーサ３より距離ｘの
ところにある横方向視野幅をＹとし、セクタ走査
角をで示すと、 Ｙ＝2x tan／２ ……(22) の関係がある。ｘ＝50mm，＝20゜とすると、Ｙ
＝17.6mmである。この視野幅Ｙに対する、１フレ
ームで動く測定可能な最大流速を有する血球のｙ
方向への移動距離Δymaxの比は、 Δymax／Ｙ＝2fr・ｘ・tan／２／Ncosθ・
Vomax ……(23) であり、前記数値により、Δymax／Ｙ＝0.35と
なる。
ところにある横方向視野幅をＹとし、セクタ走査
角をで示すと、 Ｙ＝2x tan／２ ……(22) の関係がある。ｘ＝50mm，＝20゜とすると、Ｙ
＝17.6mmである。この視野幅Ｙに対する、１フレ
ームで動く測定可能な最大流速を有する血球のｙ
方向への移動距離Δymaxの比は、 Δymax／Ｙ＝2fr・ｘ・tan／２／Ncosθ・
Vomax ……(23) であり、前記数値により、Δymax／Ｙ＝0.35と
なる。
したがつて、着目する測定可能な最も速い血球
は、約３フレームの間視野内に存在することとな
る。より遅い血球は、数〜数10フレームで視野内
を横切ることになるので、血流観測が可能にな
る。
は、約３フレームの間視野内に存在することとな
る。より遅い血球は、数〜数10フレームで視野内
を横切ることになるので、血流観測が可能にな
る。
そこで、レート周波数6KHz走査線ピツチ0.5゜、
走査角度20゜、走査線40本、フレーム間隔6.67ms
（150フレーム／秒）の場合につき、セクタ走査後
の動作を引き続き次に説明する。
走査角度20゜、走査線40本、フレーム間隔6.67ms
（150フレーム／秒）の場合につき、セクタ走査後
の動作を引き続き次に説明する。
超音波ビームは各レート毎に0.5゜ずつ移動して
おり、第４図に示すアンプ７に入力する反射波信
号は、それに対応するビーム方向からの信号であ
る。超音波振動子の開口幅を12mm、超音波周波数
を2.4MHzとすると、超音波の送受での−3dBビ
ーム幅は約1.9゜、−6dBビーム幅は約3.6゜である。−
6dBビーム幅で考えると、約７本の走査線におけ
る反射波信号がデジタルコムフイルタ２３および
第２の位相情報検出回路１０で有効に処理され
る。したがつて、処理されて得たところの位相情
報を有する信号をビーム走査方向と合わせて
CRT２８上に輝度変調することにより、血球の
多動が表示される。この場合、ビーム方向に対し
て血球が斜に移動してもその同位相部分の移動と
して表現されるために、斜方向の動きもそのまま
表示され、観測可能である。超音波ビームに全く
直交する方向のみ流れる血流については、クラツ
タ除去手段９で除去されてしまい、第２の位相情
報検出手段１０に信号が入力しないために検出す
ることはできないが、その場合には、超音波トラ
ンスジユーサ３の向きを変えることによつて血流
と超音波ビームを斜に交差するようにして超音波
ビーム方向成分を作ることにより、血流の可視化
を可能とすることができる。
おり、第４図に示すアンプ７に入力する反射波信
号は、それに対応するビーム方向からの信号であ
る。超音波振動子の開口幅を12mm、超音波周波数
を2.4MHzとすると、超音波の送受での−3dBビ
ーム幅は約1.9゜、−6dBビーム幅は約3.6゜である。−
6dBビーム幅で考えると、約７本の走査線におけ
る反射波信号がデジタルコムフイルタ２３および
第２の位相情報検出回路１０で有効に処理され
る。したがつて、処理されて得たところの位相情
報を有する信号をビーム走査方向と合わせて
CRT２８上に輝度変調することにより、血球の
多動が表示される。この場合、ビーム方向に対し
て血球が斜に移動してもその同位相部分の移動と
して表現されるために、斜方向の動きもそのまま
表示され、観測可能である。超音波ビームに全く
直交する方向のみ流れる血流については、クラツ
タ除去手段９で除去されてしまい、第２の位相情
報検出手段１０に信号が入力しないために検出す
ることはできないが、その場合には、超音波トラ
ンスジユーサ３の向きを変えることによつて血流
と超音波ビームを斜に交差するようにして超音波
ビーム方向成分を作ることにより、血流の可視化
を可能とすることができる。
さらに、第４図に示すアンプ７より出力される
反射波信号を、通常の超音波断層装置に装備され
ている図示しない振幅検波回路に通すことによ
り、たとえば心臓断層像を表示することができ
る。そして、心臓断層像と血流像とをCRT２８
上に重畳して同時表示することができる。CRT
２８にカラーブラウン管を用い血流像を赤の濃淡
で表示すると、さらに理解の容易な断層像を得る
ことができる。
反射波信号を、通常の超音波断層装置に装備され
ている図示しない振幅検波回路に通すことによ
り、たとえば心臓断層像を表示することができ
る。そして、心臓断層像と血流像とをCRT２８
上に重畳して同時表示することができる。CRT
２８にカラーブラウン管を用い血流像を赤の濃淡
で表示すると、さらに理解の容易な断層像を得る
ことができる。
また、速い血流に対しては視野角（走査角）を
狭くしてフレーム数を増加させなければならな
い。そうすると、20゜のような狭い走査角では、
たとえば心臓全体を一度に表示することができな
い。この問題点を解決するためには、前記構成の
血流観測装置に心電計測装置を付加し、心拍同期
をとつて心拍の各時相ごとにデータを収集し、そ
のデータを表示装置１１内の図示しないメモリに
一旦格納した後、走査角をつなぎ合わせて広い視
野の画像を合成し、心臓全体を表示するのが有効
である。この場合、各心拍の平均的な動きを表示
することとなるが、臨床的には十分に有効であ
り、メモリにデータを格納してあるので、くり返
し表示、スローモーシヨン表示、フリーズ表示等
の各種態様の表示を行なうことができる。このよ
うにすると、たとえば前述の視野角20゜、150フレ
ームの画像についてもスローモーシヨン表示する
ことによつて、たとえば30フレームとしてみやす
く表示することができる。
狭くしてフレーム数を増加させなければならな
い。そうすると、20゜のような狭い走査角では、
たとえば心臓全体を一度に表示することができな
い。この問題点を解決するためには、前記構成の
血流観測装置に心電計測装置を付加し、心拍同期
をとつて心拍の各時相ごとにデータを収集し、そ
のデータを表示装置１１内の図示しないメモリに
一旦格納した後、走査角をつなぎ合わせて広い視
野の画像を合成し、心臓全体を表示するのが有効
である。この場合、各心拍の平均的な動きを表示
することとなるが、臨床的には十分に有効であ
り、メモリにデータを格納してあるので、くり返
し表示、スローモーシヨン表示、フリーズ表示等
の各種態様の表示を行なうことができる。このよ
うにすると、たとえば前述の視野角20゜、150フレ
ームの画像についてもスローモーシヨン表示する
ことによつて、たとえば30フレームとしてみやす
く表示することができる。
以上、この発明の一実施例について詳述した
が、この発明は前記実施例に限定されるものでは
なく、この発明の要旨を変更しない範囲内で適宜
に変形して実施することができるのはいうまでも
ない。
が、この発明は前記実施例に限定されるものでは
なく、この発明の要旨を変更しない範囲内で適宜
に変形して実施することができるのはいうまでも
ない。
前記実施例における第２の位相情報検出手段１
０は、ｎ回ずつ単純加算をしてその度毎に出力す
る加算回路２６を有して構成されるが、前記第２
の位相情報検出手段１０のかわりに、第７図に示
すように、重み付け加算をしてレート毎に出力す
る加算回路４６を有する第２の位相情報検出手段
を用いてもよい。
０は、ｎ回ずつ単純加算をしてその度毎に出力す
る加算回路２６を有して構成されるが、前記第２
の位相情報検出手段１０のかわりに、第７図に示
すように、重み付け加算をしてレート毎に出力す
る加算回路４６を有する第２の位相情報検出手段
を用いてもよい。
第７図に示す位相情報検出手段は、サンプリン
グ回路３４と、第１の遅延回路３５と、積算回路
３６と、加算器３７、第２の遅延回路３８および
係数乗算器３９を有する加算回路４６とを有して
構成される。そして、クラツタ信号が除去された
デジタルコムフイルタ２３の出力がサンプリング
回路３４に入力し、第８図ａに示すように距離方
向画素（１ピクセルを1.5mmとすると2μs）毎に反
射波信号からデータがサンプリングされ、サンプ
リングされたデータが前記積算回路３６と第１の
遅延回路３５とに出力される。第１の遅延回路３
５では、入力するデータを第８図ｂに示すように
１ピクセル分に相当する2μsの時間だけ遅延させ
て前記積算回路３６に出力する。前記積算回路３
６は、入力するデータを乗算し、第８図ｃに示す
波形のデータを出力する。この場合、距離方向で
超音波トランスジユーサ３から反射点までが10cm
とし、反射点までの情報が反射波信号に含まれて
いるとすると、ピクセル数は67（100／1.5）であ
るから、前記積算回路３６から１レート毎に67ピ
クセル分の積の値が出力される。積の値は加算器
３７に出力され、加算器３７の出力は第２の遅延
回路３８で１レート分（Δτ、レート周波数が6K
Hzのときは167ns）の遅延を受け、第２の遅延回
路３８の出力は係数乗算器３９で係数α（α＜１）
を乗算されて加算器３７に出力される。このよう
にして、第２の遅延回路３８の出力として得られ
る信号は、第８図ｄに示すように、入力信号のピ
クセル間の位相差の余弦にほぼ比例した値とする
ことができ、前記（ｘ，τ）は次のようにな
る。
グ回路３４と、第１の遅延回路３５と、積算回路
３６と、加算器３７、第２の遅延回路３８および
係数乗算器３９を有する加算回路４６とを有して
構成される。そして、クラツタ信号が除去された
デジタルコムフイルタ２３の出力がサンプリング
回路３４に入力し、第８図ａに示すように距離方
向画素（１ピクセルを1.5mmとすると2μs）毎に反
射波信号からデータがサンプリングされ、サンプ
リングされたデータが前記積算回路３６と第１の
遅延回路３５とに出力される。第１の遅延回路３
５では、入力するデータを第８図ｂに示すように
１ピクセル分に相当する2μsの時間だけ遅延させ
て前記積算回路３６に出力する。前記積算回路３
６は、入力するデータを乗算し、第８図ｃに示す
波形のデータを出力する。この場合、距離方向で
超音波トランスジユーサ３から反射点までが10cm
とし、反射点までの情報が反射波信号に含まれて
いるとすると、ピクセル数は67（100／1.5）であ
るから、前記積算回路３６から１レート毎に67ピ
クセル分の積の値が出力される。積の値は加算器
３７に出力され、加算器３７の出力は第２の遅延
回路３８で１レート分（Δτ、レート周波数が6K
Hzのときは167ns）の遅延を受け、第２の遅延回
路３８の出力は係数乗算器３９で係数α（α＜１）
を乗算されて加算器３７に出力される。このよう
にして、第２の遅延回路３８の出力として得られ
る信号は、第８図ｄに示すように、入力信号のピ
クセル間の位相差の余弦にほぼ比例した値とする
ことができ、前記（ｘ，τ）は次のようにな
る。
（ｘ，τ）＝Ｅ（ｘ，τ）＋α・Ｅ（ｘ，τ−
Δτ） ……(24) 〔発明の効果〕 以上詳述したように、この発明によると、造影
剤を使用することなく、全く無侵襲に体内、特に
心臓内の血流をそのまま画像に表示し、これを観
測することができる。しかも、従来のドツプラ法
では検出不可能であつた超音波ビームに直交する
方向での血流をも観測することができる。したが
つて、この発明に係る超音波流体観測装置は、Ｘ
線による心血管造影法と同等の効果を奏すること
ができる。また、カラー表示を採用すると心筋像
と血流像とを明確に識別することができ、診断を
的確に行なうことができ、スローモーシヨン表示
により速い血流を詳しく観測することもできる。
Δτ） ……(24) 〔発明の効果〕 以上詳述したように、この発明によると、造影
剤を使用することなく、全く無侵襲に体内、特に
心臓内の血流をそのまま画像に表示し、これを観
測することができる。しかも、従来のドツプラ法
では検出不可能であつた超音波ビームに直交する
方向での血流をも観測することができる。したが
つて、この発明に係る超音波流体観測装置は、Ｘ
線による心血管造影法と同等の効果を奏すること
ができる。また、カラー表示を採用すると心筋像
と血流像とを明確に識別することができ、診断を
的確に行なうことができ、スローモーシヨン表示
により速い血流を詳しく観測することもできる。
第１図は反射波信号を示す波形図であり、ａは
超音波トランスジユーサより出力され増幅された
反射波信号、ｂは前記反射波信号を位相検波して
得た反射波信号、ｃは位相検波後の反射波信号か
らクラツタよりの反射波信号を除去して得た反射
波信号、ｄはｃに示す反射波信号を拡大した波形
図を示し、第２図は第１図ｃに示す反射波信号の
レート毎の変化を示す波形図、第３図および第４
図はこの発明の一実施例を示すブロツク図、第５
図ａは前記実施例におけるクラツタ除去手段の具
体例を示すブロツク図、第５図ｂは前記クラツタ
除去手段の具体例の周波数特性を示す特性図、第
５図ｃは前記クラツタ除去手段の他の具体例を示
すブロツク図、第６図は超音波ビームの走査を示
す説明図、第７図は他の実施例における第２の位
相情報検出手段の具体例を示すブロツク図、並び
に、第８図ａ，ｂ，ｃおよびｄは前記第２の位相
情報検出手段中の各回路より出力される信号を示
す波形図である。 ２…パルサ、３…超音波トランスジユーサ、８
…第１の位相情報検出手段、９…クラツタ除去手
段、１０…第２の位相情報検出手段、１１…表示
装置。
超音波トランスジユーサより出力され増幅された
反射波信号、ｂは前記反射波信号を位相検波して
得た反射波信号、ｃは位相検波後の反射波信号か
らクラツタよりの反射波信号を除去して得た反射
波信号、ｄはｃに示す反射波信号を拡大した波形
図を示し、第２図は第１図ｃに示す反射波信号の
レート毎の変化を示す波形図、第３図および第４
図はこの発明の一実施例を示すブロツク図、第５
図ａは前記実施例におけるクラツタ除去手段の具
体例を示すブロツク図、第５図ｂは前記クラツタ
除去手段の具体例の周波数特性を示す特性図、第
５図ｃは前記クラツタ除去手段の他の具体例を示
すブロツク図、第６図は超音波ビームの走査を示
す説明図、第７図は他の実施例における第２の位
相情報検出手段の具体例を示すブロツク図、並び
に、第８図ａ，ｂ，ｃおよびｄは前記第２の位相
情報検出手段中の各回路より出力される信号を示
す波形図である。 ２…パルサ、３…超音波トランスジユーサ、８
…第１の位相情報検出手段、９…クラツタ除去手
段、１０…第２の位相情報検出手段、１１…表示
装置。
Claims (1)
- １ 超音波の送受可能な超音波振動子を有する超
音波トランスデユーサと、前記超音波振動子を励
振するパルスを出力するパルサと、前記超音波振
動子で受信した反射波信号を位相検波する第１の
位相情報検出手段と、前記第１の位相情報検出手
段よりの出力から固定反射波信号を除去するクラ
ツタ除去手段と、前記クラツタ除去手段よりの出
力中のドツプラ偏移信号から位相情報を検出する
第２の位相情報検出手段と、前記第２の位相情報
検出手段により得られた位相情報により流体の流
れを表示する表示装置と、を含むことを特徴とす
る超音波流体観測装置。
Priority Applications (5)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP58156193A JPS6048734A (ja) | 1983-08-25 | 1983-08-25 | 超音波流体観測装置 |
| DE8484109956T DE3471439D1 (en) | 1983-08-25 | 1984-08-21 | Apparatus for observing blood flow patterns |
| US06/642,651 US4583552A (en) | 1983-08-25 | 1984-08-21 | Apparatus for observing blood flow patterns |
| EP84109956A EP0135170B2 (en) | 1983-08-25 | 1984-08-21 | Apparatus for observing blood flow patterns |
| KR1019840005118A KR870000638B1 (ko) | 1983-08-25 | 1984-08-23 | 초음파 유체관측장치 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP58156193A JPS6048734A (ja) | 1983-08-25 | 1983-08-25 | 超音波流体観測装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS6048734A JPS6048734A (ja) | 1985-03-16 |
| JPH0414021B2 true JPH0414021B2 (ja) | 1992-03-11 |
Family
ID=15622402
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP58156193A Granted JPS6048734A (ja) | 1983-08-25 | 1983-08-25 | 超音波流体観測装置 |
Country Status (5)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US4583552A (ja) |
| EP (1) | EP0135170B2 (ja) |
| JP (1) | JPS6048734A (ja) |
| KR (1) | KR870000638B1 (ja) |
| DE (1) | DE3471439D1 (ja) |
Families Citing this family (28)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS60210244A (ja) * | 1984-04-02 | 1985-10-22 | アロカ株式会社 | 超音波送受波装置 |
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