JPH04276244A - 超音波診断装置 - Google Patents
超音波診断装置Info
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- JPH04276244A JPH04276244A JP5968591A JP5968591A JPH04276244A JP H04276244 A JPH04276244 A JP H04276244A JP 5968591 A JP5968591 A JP 5968591A JP 5968591 A JP5968591 A JP 5968591A JP H04276244 A JPH04276244 A JP H04276244A
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- Japan
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- doppler
- mode
- missing
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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
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、超音波診断装置に関し
、特にＢモード画像及びドプラモード画像が同時にモニ
タ上に表示できる超音波診断装置に関する。
、特にＢモード画像及びドプラモード画像が同時にモニ
タ上に表示できる超音波診断装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】医用分野に用いられる超音波診断装置で
は、たとえば心臓部の断層データ（Ｂモード画像）をリ
アルタイムでモニタに表示したり、またパルスドプラ法
により特定部位の血流速度を測定し、この分布（ドプラ
モード画像）を前記同様にモニタに表示することが行わ
れている。このような超音波診断装置においては、１つ
のモニタ上にＢモード画像とドプラモード画像の２つを
表示するモード（Ｂ／Ｄモード）が設定されている場合
がある。
は、たとえば心臓部の断層データ（Ｂモード画像）をリ
アルタイムでモニタに表示したり、またパルスドプラ法
により特定部位の血流速度を測定し、この分布（ドプラ
モード画像）を前記同様にモニタに表示することが行わ
れている。このような超音波診断装置においては、１つ
のモニタ上にＢモード画像とドプラモード画像の２つを
表示するモード（Ｂ／Ｄモード）が設定されている場合
がある。
【０００３】一般にＢ／Ｄモードにおける送波パルスは
、Ｂモード用パルスとドプラモード用パルスが１パルス
ごとに交互に発射される。しかし、このような１パルス
ごとにＢモード用、ドプラモード用のパルスを発射する
と、ドプラモードにおける繰り返しレートが遅くなり、
良好なドプラモード画像が得られないという問題がある
。そこで最近の超音波診断装置では、Ｂモード用の送波
パルスを１フレーム分連続して送波し、その後ドプラモ
ード用の送波パルスを発射するようにしている。このよ
うな送波方式により、ドプラモードにおける繰り返しレ
ートが上がり、良好なドプラモード画像が得られる。
、Ｂモード用パルスとドプラモード用パルスが１パルス
ごとに交互に発射される。しかし、このような１パルス
ごとにＢモード用、ドプラモード用のパルスを発射する
と、ドプラモードにおける繰り返しレートが遅くなり、
良好なドプラモード画像が得られないという問題がある
。そこで最近の超音波診断装置では、Ｂモード用の送波
パルスを１フレーム分連続して送波し、その後ドプラモ
ード用の送波パルスを発射するようにしている。このよ
うな送波方式により、ドプラモードにおける繰り返しレ
ートが上がり、良好なドプラモード画像が得られる。
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】前記のように、Ｂモー
ド１フレーム分の超音波ビームを連続して送波した後に
、ドプラモード用の超音波ビームを送波する方式では、
Ｂモード動作中にはドプラ信号が得られず、この期間ド
プラ画像が途切れてしまうことになる。このドプラ信号
の欠落部分について、文献（“Ａ Ｔｉｍｅ−Ｓｈａｒ
ｅｄ Ｕｌｔｒａｓｏｕｎｄ Ｄｏｐｐｌｅｒ Ｍｅａ
ｓｕｒｅｍｅｎｔ ａｎｄ ２−Ｄ ｉｍａｇｉｎｇ
Ｓｙｓｔｅｍ”，ＫＪＥＬＬ ＫＲＩＳＴＦＦＥＲＳＥ
Ｎ ｅｔａｌ，ＩＥＥＥ．Ｔｒａｎｓ．Ｂｉｏ．Ｅｎｇ
．ｖｏｌ．３５．Ｎｏ．５．Ｍａｙ．１９８８） に述
べられているようなＭＳＥ法（Ｍｉｓｓｉｎｇ Ｓｉｇ
ｎａｌ Ｅｓｔｉｍａｔｉｏｎ）が提案され、実際に研
究されている。このＭＳＥ法は、ドプラ信号の欠落部分
の手前の所定期間の定常な部分の信号を利用して、欠落
部分のドプラ信号を補間する方法である。
ド１フレーム分の超音波ビームを連続して送波した後に
、ドプラモード用の超音波ビームを送波する方式では、
Ｂモード動作中にはドプラ信号が得られず、この期間ド
プラ画像が途切れてしまうことになる。このドプラ信号
の欠落部分について、文献（“Ａ Ｔｉｍｅ−Ｓｈａｒ
ｅｄ Ｕｌｔｒａｓｏｕｎｄ Ｄｏｐｐｌｅｒ Ｍｅａ
ｓｕｒｅｍｅｎｔ ａｎｄ ２−Ｄ ｉｍａｇｉｎｇ
Ｓｙｓｔｅｍ”，ＫＪＥＬＬ ＫＲＩＳＴＦＦＥＲＳＥ
Ｎ ｅｔａｌ，ＩＥＥＥ．Ｔｒａｎｓ．Ｂｉｏ．Ｅｎｇ
．ｖｏｌ．３５．Ｎｏ．５．Ｍａｙ．１９８８） に述
べられているようなＭＳＥ法（Ｍｉｓｓｉｎｇ Ｓｉｇ
ｎａｌ Ｅｓｔｉｍａｔｉｏｎ）が提案され、実際に研
究されている。このＭＳＥ法は、ドプラ信号の欠落部分
の手前の所定期間の定常な部分の信号を利用して、欠落
部分のドプラ信号を補間する方法である。
【０００５】しかし、ＭＳＥ法では、データの欠落部分
は以前のデータと統計的に同じであるという仮定に基づ
いており、この仮定が成立するのは欠落期間が１０ｍｓ
程度である。したがって、従来のＭＳＥ法を用いてドプ
ラ信号欠落部分を予測する場合、Ｂモード用送波パルス
の期間としては１０ｍｓ程度の期間しか割り当てること
ができず、成人腹部や心臓のようにＢモード１フレーム
に要する時間が長い場合には、５０本程度の送波ビーム
しか発射できない。この程度の送波ビームでは、狭い範
囲の画像あるいは粗い画像となってしまい、診断に有効
な画像が得られないという問題がある。また、ドプラ信
号の変化が早い部位では、定常期間が短いので予測でき
る範囲も狭くなり、欠落部分の全部についてデータを予
測できない。
は以前のデータと統計的に同じであるという仮定に基づ
いており、この仮定が成立するのは欠落期間が１０ｍｓ
程度である。したがって、従来のＭＳＥ法を用いてドプ
ラ信号欠落部分を予測する場合、Ｂモード用送波パルス
の期間としては１０ｍｓ程度の期間しか割り当てること
ができず、成人腹部や心臓のようにＢモード１フレーム
に要する時間が長い場合には、５０本程度の送波ビーム
しか発射できない。この程度の送波ビームでは、狭い範
囲の画像あるいは粗い画像となってしまい、診断に有効
な画像が得られないという問題がある。また、ドプラ信
号の変化が早い部位では、定常期間が短いので予測でき
る範囲も狭くなり、欠落部分の全部についてデータを予
測できない。
【０００６】本発明の目的は、Ｂモード１フレームに要
する時間が長く、かつドプラ信号の変化が早い部位での
ドプラ信号欠落部分についても信号の予測を行うことが
できる超音波診断装置を提供することにある。
する時間が長く、かつドプラ信号の変化が早い部位での
ドプラ信号欠落部分についても信号の予測を行うことが
できる超音波診断装置を提供することにある。
【０００７】
【課題を解決するための手段】本発明に係る超音波診断
装置は、Ｂモード１フレーム分の超音波ビームを連続し
て送波した後、ドプラモード用の超音波ビームを送波し
、Ｂモード画像及びドプラモード画像をモニタ上に同時
に表示可能な装置であり、前方予測手段と、後方予測手
段と、データ加算手段とを備えている。
装置は、Ｂモード１フレーム分の超音波ビームを連続し
て送波した後、ドプラモード用の超音波ビームを送波し
、Ｂモード画像及びドプラモード画像をモニタ上に同時
に表示可能な装置であり、前方予測手段と、後方予測手
段と、データ加算手段とを備えている。
【０００８】前記前方予測手段は、Ｂモード用の超音波
ビーム送波中のドプラモード欠落部分について、欠落部
分より所定期間前のデータから欠落部分の前半部のデー
タを予測する手段である。前記後方予測手段は、ドプラ
データ欠落部分について、欠落部分より所定期間後のデ
ータから欠落部分の後半部のデータを予測する手段であ
る。前記データ加算手段は、各予測手段で得られた予測
データとドプラモード用超音波ビームに対する反射エコ
ーから得られたドプラデータとを加算する手段である。
ビーム送波中のドプラモード欠落部分について、欠落部
分より所定期間前のデータから欠落部分の前半部のデー
タを予測する手段である。前記後方予測手段は、ドプラ
データ欠落部分について、欠落部分より所定期間後のデ
ータから欠落部分の後半部のデータを予測する手段であ
る。前記データ加算手段は、各予測手段で得られた予測
データとドプラモード用超音波ビームに対する反射エコ
ーから得られたドプラデータとを加算する手段である。
【０００９】
【作用】本発明の超音波診断装置では、Ｂモード１フレ
ーム分の超音波ビームを連続して送波し、その後ドプラ
モード用の超音波ビームを送波して、Ｂモード画像及び
ドプラモード画像をモニタ上に同時に表示する。このと
き、Ｂモード用の超音波ビームが発射された期間につい
てはドプラモード用のデータが得られず、欠落部分が生
じる。このドプラモード欠落部分について、前方予測手
段により、欠落部分より所定期間前のデータから欠落部
分の前半部のデータが予測され、また後方予測手段によ
って、欠落部分より所定期間後のデータから欠落部分の
後半部のデータが予測される。そして、前方予測データ
及び後方予測データと、ドプラモード用超音波ビームに
対する反射エコーから得られたドプラデータとがデータ
加算手段によって加算され、これらのデータをもとにド
プラモード画像が得られる。
ーム分の超音波ビームを連続して送波し、その後ドプラ
モード用の超音波ビームを送波して、Ｂモード画像及び
ドプラモード画像をモニタ上に同時に表示する。このと
き、Ｂモード用の超音波ビームが発射された期間につい
てはドプラモード用のデータが得られず、欠落部分が生
じる。このドプラモード欠落部分について、前方予測手
段により、欠落部分より所定期間前のデータから欠落部
分の前半部のデータが予測され、また後方予測手段によ
って、欠落部分より所定期間後のデータから欠落部分の
後半部のデータが予測される。そして、前方予測データ
及び後方予測データと、ドプラモード用超音波ビームに
対する反射エコーから得られたドプラデータとがデータ
加算手段によって加算され、これらのデータをもとにド
プラモード画像が得られる。
【００１０】このように、前方予測だけでなく後方予測
によってドプラデータ欠落部分を補間するので、長大な
欠落部分を滑らかに繋ぐことができ、Ｂ／Ｄモードにお
いて、良好なＢモード画像が得られるとともに、ドプラ
信号の変化が早い部位についてもドプラデータが得られ
る。
によってドプラデータ欠落部分を補間するので、長大な
欠落部分を滑らかに繋ぐことができ、Ｂ／Ｄモードにお
いて、良好なＢモード画像が得られるとともに、ドプラ
信号の変化が早い部位についてもドプラデータが得られ
る。
【００１１】
【実施例】図１は、本発明の一実施例による超音波診断
装置の概略構成を示すブロック図である。プローブ１は
、複数の微小振動子から構成されており、送受波回路２
に接続されている。送受波回路２には、超音波ビームを
送波するための高周波パルス発振器、反射エコーを受信
処理する受信器、電子走査を行うための遅延回路及び遅
延量選択回路等により構成されている。送受波回路２に
は、基準となる参照波信号を発生する発振器（ＯＳＣ）
３が接続されている。また送受波回路２には、ドプラ信
号処理系４及びＢモード用の断層用信号処理回路５が接
続されている。
装置の概略構成を示すブロック図である。プローブ１は
、複数の微小振動子から構成されており、送受波回路２
に接続されている。送受波回路２には、超音波ビームを
送波するための高周波パルス発振器、反射エコーを受信
処理する受信器、電子走査を行うための遅延回路及び遅
延量選択回路等により構成されている。送受波回路２に
は、基準となる参照波信号を発生する発振器（ＯＳＣ）
３が接続されている。また送受波回路２には、ドプラ信
号処理系４及びＢモード用の断層用信号処理回路５が接
続されている。
【００１２】ドプラ信号処理系４は、ミキサー６，７を
有している。ミキサー６には、送受波回路２の出力と発
振器３の出力を９０°移相する９０°移相器３０の出力
とが入力されており、ミキサー７には、送受波回路２の
出力と発振器３の出力とが入力されている。ミキサー６
，７は、これらのミキシングを行ってドプラ信号を得る
ものである。
有している。ミキサー６には、送受波回路２の出力と発
振器３の出力を９０°移相する９０°移相器３０の出力
とが入力されており、ミキサー７には、送受波回路２の
出力と発振器３の出力とが入力されている。ミキサー６
，７は、これらのミキシングを行ってドプラ信号を得る
ものである。
【００１３】ミキサー６，７には、それぞれＡ／Ｄ変換
回路８，９と、積分回路１０，１１とが接続されている
。Ａ／Ｄ変換回路８，９は、ミキサー６，７の出力に得
られるドプラ信号の実部及び虚部をディジタル信号に変
換するものである。また、積分回路１０，１１は、Ａ／
Ｄ変換回路８，９の出力を、それぞれ深さ方向の数点で
積分し、１つのデータとするものである。積分回路１０
，１１の出力側には、後述するドプラデータ作成回路２
０が接続されている。またドプラデータ作成回路２０に
はＭＴＩフィルタ１２，１３が接続されている。ＭＴＩ
フィルタ１２，１３は、入力されたデータの低周波成分
を除去し高周波成分を通すことにより、クラッタを除去
するものである。各ＭＴＩフィルタ１２，１３の出力は
ＦＦＴ演算回路１５に与えられる。ＦＦＴ演算回路１５
は、高速フーリエ変換演算を行って、指定されたサンプ
ルポジションの血流スペクトルを演算するためのもので
ある。
回路８，９と、積分回路１０，１１とが接続されている
。Ａ／Ｄ変換回路８，９は、ミキサー６，７の出力に得
られるドプラ信号の実部及び虚部をディジタル信号に変
換するものである。また、積分回路１０，１１は、Ａ／
Ｄ変換回路８，９の出力を、それぞれ深さ方向の数点で
積分し、１つのデータとするものである。積分回路１０
，１１の出力側には、後述するドプラデータ作成回路２
０が接続されている。またドプラデータ作成回路２０に
はＭＴＩフィルタ１２，１３が接続されている。ＭＴＩ
フィルタ１２，１３は、入力されたデータの低周波成分
を除去し高周波成分を通すことにより、クラッタを除去
するものである。各ＭＴＩフィルタ１２，１３の出力は
ＦＦＴ演算回路１５に与えられる。ＦＦＴ演算回路１５
は、高速フーリエ変換演算を行って、指定されたサンプ
ルポジションの血流スペクトルを演算するためのもので
ある。
【００１４】一方、断層用信号処理回路５は、生体の断
層データ（Ｂモードデータ）を得るための回路であり、
検波機能等を有している。そして、この断層用信号処理
回路５の出力は、Ａ／Ｄ変換回路１６を介して、ＦＦＴ
演算回路１５の出力が入力されるディジタルスキャンコ
ンバータ（ＤＳＣ）１７に与えられる。ＤＳＣ１７の出
力は、ＣＲＴモニタ１８に与えられ、このモニタ１８に
Ｂモード画像及びドプラモード画像（血流スペクトル）
等の画像が表示されるようになっている。
層データ（Ｂモードデータ）を得るための回路であり、
検波機能等を有している。そして、この断層用信号処理
回路５の出力は、Ａ／Ｄ変換回路１６を介して、ＦＦＴ
演算回路１５の出力が入力されるディジタルスキャンコ
ンバータ（ＤＳＣ）１７に与えられる。ＤＳＣ１７の出
力は、ＣＲＴモニタ１８に与えられ、このモニタ１８に
Ｂモード画像及びドプラモード画像（血流スペクトル）
等の画像が表示されるようになっている。
【００１５】図２に、ドプラデータ作成回路２０の詳細
を示す。ドプラデータ作成回路２０は、ＲＡＭ３１と、
白色雑音を発生する白色雑音発生器３２と、得られたデ
ータから前方予測及び後方予測を行うためのデータ予測
演算回路３３と、乗算器３４，３５，３６，３７，３８
，３９と、加算器４０，４１とから構成されている。 ＲＡＭ３１は、ドプラ信号の実部ｒｉと、虚部Ｑｉを順
に格納するものであり、２０ｍｓ程度の期間の信号が格
納できる容量を有している。このＲＡＭ３１には、ＲＡ
Ｍ３１から読み出された信号に対してウィンドウ関数Ｗ
ｉを掛けるための乗算器３４，３５が接続され、これら
の乗算器３４，３５の出力がデータ予測演算回路３３に
入力されている。またデータ予測演算回路３３には、白
色雑音発生器３２から発生された白色雑音が入力されて
いる。データ予測演算回路３３の出力信号及びＲＡＭ３
１に入力される信号には、それぞれ乗算器３６，３７，
３８，３９によってフェーズイン、フェーズアウトのた
めの係数ｅｉ，ｅｉ’が乗算されるようになっている。 そして、各データは加算器４０，４１によって加算され
、ＭＴＩフィルタ１２，１３に与えられるようになって
いる。
を示す。ドプラデータ作成回路２０は、ＲＡＭ３１と、
白色雑音を発生する白色雑音発生器３２と、得られたデ
ータから前方予測及び後方予測を行うためのデータ予測
演算回路３３と、乗算器３４，３５，３６，３７，３８
，３９と、加算器４０，４１とから構成されている。 ＲＡＭ３１は、ドプラ信号の実部ｒｉと、虚部Ｑｉを順
に格納するものであり、２０ｍｓ程度の期間の信号が格
納できる容量を有している。このＲＡＭ３１には、ＲＡ
Ｍ３１から読み出された信号に対してウィンドウ関数Ｗ
ｉを掛けるための乗算器３４，３５が接続され、これら
の乗算器３４，３５の出力がデータ予測演算回路３３に
入力されている。またデータ予測演算回路３３には、白
色雑音発生器３２から発生された白色雑音が入力されて
いる。データ予測演算回路３３の出力信号及びＲＡＭ３
１に入力される信号には、それぞれ乗算器３６，３７，
３８，３９によってフェーズイン、フェーズアウトのた
めの係数ｅｉ，ｅｉ’が乗算されるようになっている。 そして、各データは加算器４０，４１によって加算され
、ＭＴＩフィルタ１２，１３に与えられるようになって
いる。
【００１６】次に動作について説明する。装置が起動さ
れると、まずＢモード用の１フレーム分の超音波パルス
が連続して発射される。この超音波パルスによって得ら
れる生体内からの反射エコーは、送受波回路２を介して
断層用信号処理回路５に入力される。この断層用信号処
理回路５では、検波処理等によってＢモード用の断層デ
ータが得られ、このＢモード用の断層データはＡ／Ｄ変
換回路１６を介してＤＳＣ１７に入力される。
れると、まずＢモード用の１フレーム分の超音波パルス
が連続して発射される。この超音波パルスによって得ら
れる生体内からの反射エコーは、送受波回路２を介して
断層用信号処理回路５に入力される。この断層用信号処
理回路５では、検波処理等によってＢモード用の断層デ
ータが得られ、このＢモード用の断層データはＡ／Ｄ変
換回路１６を介してＤＳＣ１７に入力される。
【００１７】次に、ドプラモード用の超音波パルスが繰
り返し発射される。このドプラモード用の超音波パルス
に対する反射エコーはドプラ信号処理系４に入力され、
ドプラ信号が得られる。しかし、前述のようなＢモード
動作時にはドプラ信号が得られないので、図３に示すよ
うに所定の期間においてデータ欠落部分が発生する。こ
の部分については、制御回路１４からＲＡＭ３１に対し
て書き込み禁止信号が与えられ、データはＲＡＭ３１に
書き込まれない。そして、このデータ欠落部分について
は、ドプラデータ作成回路２０によって後述するような
前方予測及び後方予測によるデータの予測が行われる。 この予測によって得られたデータは、従来同様にＭＴＩ
フィルタ１２，１３によってクラッタ成分が除去され、
ＦＦＴ演算回路１５に入力される。このＦＦＴ演算回路
１５で血流のスペクトル分布が求められ、得られたデー
タはＤＳＣ１７を介してモニタ１８に表示される。
り返し発射される。このドプラモード用の超音波パルス
に対する反射エコーはドプラ信号処理系４に入力され、
ドプラ信号が得られる。しかし、前述のようなＢモード
動作時にはドプラ信号が得られないので、図３に示すよ
うに所定の期間においてデータ欠落部分が発生する。こ
の部分については、制御回路１４からＲＡＭ３１に対し
て書き込み禁止信号が与えられ、データはＲＡＭ３１に
書き込まれない。そして、このデータ欠落部分について
は、ドプラデータ作成回路２０によって後述するような
前方予測及び後方予測によるデータの予測が行われる。 この予測によって得られたデータは、従来同様にＭＴＩ
フィルタ１２，１３によってクラッタ成分が除去され、
ＦＦＴ演算回路１５に入力される。このＦＦＴ演算回路
１５で血流のスペクトル分布が求められ、得られたデー
タはＤＳＣ１７を介してモニタ１８に表示される。
【００１８】次に、ドプラデータ作成回路２０における
前方予測及び後方予測について説明する。まず、ＲＡＭ
３１に格納されたＮ個のドプラ信号ｘ１ 〜ｘＮ を読
み出す。この読み出されたデータの実部ｒｉ及び虚部Ｑ
ｉのそれぞれに対してウィンドウ関数Ｗｉを乗算器３４
，３５によって掛ける。これにより、データ予測演算回
路３３には、ｈｒｉ，ｈＱｉの信号が入力される。ただ
し、ｈｒｉ＝ｒｉ×Ｗｉ ｈＱｉ＝Ｑｉ×Ｗｉ である。一方、白色雑音発生器３２からは、白色雑音Ｖ
ｒｋ，ＶＱｋも入力されており、これらのデータにより
畳み込み積分が行われ、実部、虚部についての予測デー
タが得られる。なお、このデータ予測演算については、
前記文献（“ＡＴｉｍｅ−Ｓｈａｒｅｄ Ｕｌｔｒａｓ
ｏｕｎｄ Ｄｏｐｐｌｅｒ Ｍｅａｓｕｒｅｍｅｎｔ
ａｎｄ ２−Ｄ ｉｍａｇｉｎｇ Ｓｙｓｔｅｍ”，Ｋ
ＪＥＬＬＫＲＩＳＴＦＦＥＲＳＥＮ ｅｔａｌ，ＩＥＥ
Ｅ．Ｔｒａｎｓ．Ｂｉｏ．Ｅｎｇ．ｖｏｌ．３５．Ｎｏ
．５．Ｍａｙ．１９８８） に述べられているように、
数１の式によって可能である。
前方予測及び後方予測について説明する。まず、ＲＡＭ
３１に格納されたＮ個のドプラ信号ｘ１ 〜ｘＮ を読
み出す。この読み出されたデータの実部ｒｉ及び虚部Ｑ
ｉのそれぞれに対してウィンドウ関数Ｗｉを乗算器３４
，３５によって掛ける。これにより、データ予測演算回
路３３には、ｈｒｉ，ｈＱｉの信号が入力される。ただ
し、ｈｒｉ＝ｒｉ×Ｗｉ ｈＱｉ＝Ｑｉ×Ｗｉ である。一方、白色雑音発生器３２からは、白色雑音Ｖ
ｒｋ，ＶＱｋも入力されており、これらのデータにより
畳み込み積分が行われ、実部、虚部についての予測デー
タが得られる。なお、このデータ予測演算については、
前記文献（“ＡＴｉｍｅ−Ｓｈａｒｅｄ Ｕｌｔｒａｓ
ｏｕｎｄ Ｄｏｐｐｌｅｒ Ｍｅａｓｕｒｅｍｅｎｔ
ａｎｄ ２−Ｄ ｉｍａｇｉｎｇ Ｓｙｓｔｅｍ”，Ｋ
ＪＥＬＬＫＲＩＳＴＦＦＥＲＳＥＮ ｅｔａｌ，ＩＥＥ
Ｅ．Ｔｒａｎｓ．Ｂｉｏ．Ｅｎｇ．ｖｏｌ．３５．Ｎｏ
．５．Ｍａｙ．１９８８） に述べられているように、
数１の式によって可能である。
【００１９】
【数１】
【００２０】そして出力としては、予測データの実部、
虚部がそれぞれ得られる。次に、欠落部分の後半部につ
いては、ＲＡＭ３１から図３に示すドプラ信号ｘＮ’〜
ｘ１’をこの順に読み出し、すなわち時間軸を逆にして
データを読み出し、前記同様に白色雑音発生器３２から
の白色雑音を用いて畳み込み積分を行って後方予測を行
う。
虚部がそれぞれ得られる。次に、欠落部分の後半部につ
いては、ＲＡＭ３１から図３に示すドプラ信号ｘＮ’〜
ｘ１’をこの順に読み出し、すなわち時間軸を逆にして
データを読み出し、前記同様に白色雑音発生器３２から
の白色雑音を用いて畳み込み積分を行って後方予測を行
う。
【００２１】このようにして得られた予測データに対し
て、乗算器３６，３７で係数ｅｉ’が掛けられてフェー
ズアウト処理が行われ、加算器４０，４１に入力される
。一方、ドプラモードにおける超音波ビームによって得
られた反射エコー信号のドプラ信号は、乗算器３８，３
９で係数ｅｉが掛けられてフェーズイン処理が施され、
加算器４０，４１に入力される。このようにして、実際
に得られたドプラデータと、前方予測及び後方予測によ
って得られた予測データとが加算され、ＭＴＩフィルタ
１２，１３に出力される。
て、乗算器３６，３７で係数ｅｉ’が掛けられてフェー
ズアウト処理が行われ、加算器４０，４１に入力される
。一方、ドプラモードにおける超音波ビームによって得
られた反射エコー信号のドプラ信号は、乗算器３８，３
９で係数ｅｉが掛けられてフェーズイン処理が施され、
加算器４０，４１に入力される。このようにして、実際
に得られたドプラデータと、前方予測及び後方予測によ
って得られた予測データとが加算され、ＭＴＩフィルタ
１２，１３に出力される。
【００２２】このような実施例では、ドプラデータ出力
部分の前半部は前方予測によってデータを推定し、後半
は後方予測によってデータを推定するので、たとえばデ
ータ欠落部分が２０ｍｓ以上になっても、安定したデー
タによる予測によって予測データが得られる。したがっ
て、ドプラ信号が大きく欠落するような視野深度の大き
いＢモードで、Ｂ／Ｄモードを選択した場合にもドプラ
信号が連続して表示され、不自然さがなくなる。
部分の前半部は前方予測によってデータを推定し、後半
は後方予測によってデータを推定するので、たとえばデ
ータ欠落部分が２０ｍｓ以上になっても、安定したデー
タによる予測によって予測データが得られる。したがっ
て、ドプラ信号が大きく欠落するような視野深度の大き
いＢモードで、Ｂ／Ｄモードを選択した場合にもドプラ
信号が連続して表示され、不自然さがなくなる。
【００２３】
【発明の効果】以上のように本発明では、ドプラ信号の
欠落部分について、前方予測及び後方予測によって欠落
部分のデータを推定するので、成人腹部や心臓のように
Ｂモード１フレームに要する時間が長くかつドプラ信号
の変化が早い部位においてもドプラ信号の欠落部分につ
いて安定した推定データが得られ、良好なＢモード画像
とドプラ画像が同時に得られる。
欠落部分について、前方予測及び後方予測によって欠落
部分のデータを推定するので、成人腹部や心臓のように
Ｂモード１フレームに要する時間が長くかつドプラ信号
の変化が早い部位においてもドプラ信号の欠落部分につ
いて安定した推定データが得られ、良好なＢモード画像
とドプラ画像が同時に得られる。
【図１】本発明の一実施例による超音波診断装置のブロ
ック構成図。
ック構成図。
【図２】前記装置のドプラデータ作成回路のブロック構
成図。
成図。
【図３】前記ドプラデータ作成回路におけるドプラデー
タ及びＲＡＭの内容を示す図。
タ及びＲＡＭの内容を示す図。
１４ 制御回路
２０ ドプラデータ作成回路
３１ ＲＡＭ
３２ 白色雑音発生器
３３ データ予測演算回路
Claims (1)
- 【請求項１】Ｂモード１フレーム分の超音波ビームを連
続して送波した後、ドプラモード用の超音波ビームを送
波し、Ｂモード画像及びドプラモード画像をモニタ上に
同時に表示可能な超音波診断装置において、Ｂモード用
の超音波ビーム送波中のドプラデータ欠落部分について
、欠落部分より所定期間前のデータから欠落部分の前半
部のデータを予測する前方予測手段と、前記ドプラデー
タ欠落部分について、欠落部分より所定期間後のデータ
から欠落部分の後半部のデータを予測する後方予測手段
と、前記各予測手段で得られた予測データとドプラモー
ド用超音波ビームに対する反射エコーから得られたドプ
ラデータとを加算するデータ加算手段と、を備えた超音
波診断装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP5968591A JPH04276244A (ja) | 1991-02-28 | 1991-02-28 | 超音波診断装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP5968591A JPH04276244A (ja) | 1991-02-28 | 1991-02-28 | 超音波診断装置 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH04276244A true JPH04276244A (ja) | 1992-10-01 |
Family
ID=13120307
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP5968591A Pending JPH04276244A (ja) | 1991-02-28 | 1991-02-28 | 超音波診断装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH04276244A (ja) |
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2006075426A (ja) * | 2004-09-10 | 2006-03-23 | Toshiba Corp | 超音波診断装置および超音波診断装置の制御方法 |
| JP2009153981A (ja) * | 2007-12-27 | 2009-07-16 | Medison Co Ltd | 超音波映像を提供する超音波システム及び方法 |
| JP2011239988A (ja) * | 2010-05-19 | 2011-12-01 | Toshiba Corp | 超音波診断装置 |
-
1991
- 1991-02-28 JP JP5968591A patent/JPH04276244A/ja active Pending
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2006075426A (ja) * | 2004-09-10 | 2006-03-23 | Toshiba Corp | 超音波診断装置および超音波診断装置の制御方法 |
| JP2009153981A (ja) * | 2007-12-27 | 2009-07-16 | Medison Co Ltd | 超音波映像を提供する超音波システム及び方法 |
| JP2011239988A (ja) * | 2010-05-19 | 2011-12-01 | Toshiba Corp | 超音波診断装置 |
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