JPH0681616B2 - 超音波診断装置 - Google Patents
超音波診断装置Info
- Publication number
- JPH0681616B2 JPH0681616B2 JP63129073A JP12907388A JPH0681616B2 JP H0681616 B2 JPH0681616 B2 JP H0681616B2 JP 63129073 A JP63129073 A JP 63129073A JP 12907388 A JP12907388 A JP 12907388A JP H0681616 B2 JPH0681616 B2 JP H0681616B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- coefficient
- ultrasonic
- attenuation coefficient
- scattering
- power
- 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.)
- Expired - Lifetime
Links
Classifications
-
- 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
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
- A61B8/13—Tomography
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01H—MEASUREMENT OF MECHANICAL VIBRATIONS OR ULTRASONIC, SONIC OR INFRASONIC WAVES
- G01H3/00—Measuring characteristics of vibrations by using a detector in a fluid
- G01H3/10—Amplitude; Power
- G01H3/12—Amplitude; Power by electric means
-
- 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
- G01S7/00—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00
- G01S7/52—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00 of systems according to group G01S15/00
- G01S7/52017—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00 of systems according to group G01S15/00 particularly adapted to short-range imaging
- G01S7/52023—Details of receivers
- G01S7/52036—Details of receivers using analysis of echo signal for target characterisation
-
- 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
- G01S7/00—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00
- G01S7/52—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00 of systems according to group G01S15/00
- G01S7/52017—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00 of systems according to group G01S15/00 particularly adapted to short-range imaging
- G01S7/5205—Means for monitoring or calibrating
Landscapes
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Radar, Positioning & Navigation (AREA)
- Remote Sensing (AREA)
- General Physics & Mathematics (AREA)
- Computer Networks & Wireless Communication (AREA)
- Radiology & Medical Imaging (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
- Pathology (AREA)
- Acoustics & Sound (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Medical Informatics (AREA)
- Molecular Biology (AREA)
- Surgery (AREA)
- Biophysics (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Public Health (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Hematology (AREA)
- Ultra Sonic Daignosis Equipment (AREA)
Description
【発明の詳細な説明】 〔概要〕 受信した超音波信号から生体の減衰係数などを算出し得
るように構成した超音波診断装置に関し、 散乱特性の明確な血液からの散乱波パワーを求めて減衰
係数を精度高く算出すると共に関心組織領域の散乱係数
などを精度高く算出することを目的とし、 血液によって散乱され、受信された超音波散乱波パワー
Ｐ(Di)を算出する散乱パワー算出部と、この算出された
超音波散乱波パワーＰ(Di)に基づいて、当該血液の位置
までの累積減衰係数を算出する累積減衰係数算出部とを
備え、生体の累積減衰係数を算出するように構成する。
また、上累積減衰係数算出部によって、算出された複数
の位置の血液に対する夫々の累積減衰係数に基づいて、
これら複数の位置の血液で挟まれた区間の平均減衰係数
βを算出する係数算出手段とを備え、生体の平均減衰係
数βを算出するように構成する。更に、血液の近傍にお
ける関心組織領域における超音波反射波パワースペクト
ラムを算出する散乱スペクトラム算出部と、この算出さ
れた超音波反射パワースペクトラムおよび上記累積減衰
係数あるいは平均減衰係数に基づいて、この関心組織領
域における散乱係数などを算出する係数算出部とを備
え、血液の近傍の関心組織領域の散乱係数などを算出す
るように構成する。
るように構成した超音波診断装置に関し、 散乱特性の明確な血液からの散乱波パワーを求めて減衰
係数を精度高く算出すると共に関心組織領域の散乱係数
などを精度高く算出することを目的とし、 血液によって散乱され、受信された超音波散乱波パワー
Ｐ(Di)を算出する散乱パワー算出部と、この算出された
超音波散乱波パワーＰ(Di)に基づいて、当該血液の位置
までの累積減衰係数を算出する累積減衰係数算出部とを
備え、生体の累積減衰係数を算出するように構成する。
また、上累積減衰係数算出部によって、算出された複数
の位置の血液に対する夫々の累積減衰係数に基づいて、
これら複数の位置の血液で挟まれた区間の平均減衰係数
βを算出する係数算出手段とを備え、生体の平均減衰係
数βを算出するように構成する。更に、血液の近傍にお
ける関心組織領域における超音波反射波パワースペクト
ラムを算出する散乱スペクトラム算出部と、この算出さ
れた超音波反射パワースペクトラムおよび上記累積減衰
係数あるいは平均減衰係数に基づいて、この関心組織領
域における散乱係数などを算出する係数算出部とを備
え、血液の近傍の関心組織領域の散乱係数などを算出す
るように構成する。
本発明は、受信した超音波信号から生体の減衰係数など
を算出し得るように構成した超音波診断装置に関するも
のである。
を算出し得るように構成した超音波診断装置に関するも
のである。
近年、超音波を用いた診断法の進歩に伴い、従来の臓器
や腫瘍の形態によって診断する診断法から、組織の質に
よって診断を行うことで診断精度を向上したいという要
求が高まっている。組織の質を表すものとして組織の音
響特性、特に減衰係数（減衰係数週波数傾斜度）、散乱
係数（単位体積当りの微分散乱断面積）を用いようとす
る試みがなされている。これらは肝臓の瀕慢性疾患や癌
の検出、特に散乱係数は心筋硬塞の検出に有効とされて
いるが、実際の診断に用いるためには高い精度で音響特
性を測定する必要がある。
や腫瘍の形態によって診断する診断法から、組織の質に
よって診断を行うことで診断精度を向上したいという要
求が高まっている。組織の質を表すものとして組織の音
響特性、特に減衰係数（減衰係数週波数傾斜度）、散乱
係数（単位体積当りの微分散乱断面積）を用いようとす
る試みがなされている。これらは肝臓の瀕慢性疾患や癌
の検出、特に散乱係数は心筋硬塞の検出に有効とされて
いるが、実際の診断に用いるためには高い精度で音響特
性を測定する必要がある。
従来、超音波を生体に放射し、その反射波を受信して算
出した音響特性の計測は、精度が十分でなかった。その
要因について説明する。
出した音響特性の計測は、精度が十分でなかった。その
要因について説明する。
(1)音響特性の中で、基本的なものは減衰係数や、散乱
係数であるが、減衰係数を求めるときには散乱係数が深
度に係わらず一定であると仮定し、一方、散乱係数を求
めるときには減衰係数が深度に係わらず一定であると仮
定し、算出することが行われている。このため、減衰係
数あるいは散乱係数のいずれか一方のみを正確に求め難
いという問題があった。
係数であるが、減衰係数を求めるときには散乱係数が深
度に係わらず一定であると仮定し、一方、散乱係数を求
めるときには減衰係数が深度に係わらず一定であると仮
定し、算出することが行われている。このため、減衰係
数あるいは散乱係数のいずれか一方のみを正確に求め難
いという問題があった。
(2)生体組織はいわば寒天の中に細かい粒子が数多く浮
いていようなものであるため、１走査線での超音波反射
信号の短時間フーリエ解析を行って求めたパワースペク
トラムや、中心周波数、振幅などが多きな変動を持ち、
これらを用いて音響特性を算出すると、大きなバラツキ
を生じ、十分な精度を得難いという問題があった。
いていようなものであるため、１走査線での超音波反射
信号の短時間フーリエ解析を行って求めたパワースペク
トラムや、中心周波数、振幅などが多きな変動を持ち、
これらを用いて音響特性を算出すると、大きなバラツキ
を生じ、十分な精度を得難いという問題があった。
本発明は、散乱特性の明確な血液からの散乱波パワーを
求めて減衰係数を精度高く算出すると共に関心組織領域
の散乱係数などを精度高く算出することを目的としてい
る。
求めて減衰係数を精度高く算出すると共に関心組織領域
の散乱係数などを精度高く算出することを目的としてい
る。
第１図を参照して課題を解決する手段を説明する。
第１図において、超音波プローブ１は、超音波を生体に
向けて放射、および反射波を受信するものである。
向けて放射、および反射波を受信するものである。
散乱パワー算出部30は、血液によって散乱され、受信さ
れた超音波散乱波パワーＰ(Di)を算出するものである。
れた超音波散乱波パワーＰ(Di)を算出するものである。
累積減衰係数算出部31は、血液から反射され、算出され
た超音波散乱波パワーＰ(Di)から、この反射された位置
までの累積減衰係数を算出するものである。
た超音波散乱波パワーＰ(Di)から、この反射された位置
までの累積減衰係数を算出するものである。
散乱スペクトラム算出部32は、関心組織領域５によって
散乱され、受信された超音波散乱波パワースペクトラム
を算出するものである。
散乱され、受信された超音波散乱波パワースペクトラム
を算出するものである。
係数算出部18は、この算出された関心組織領域５からの
超音波散乱波パワースペクトラムに基づいて散乱係数、
および複数の累積減衰係数から平均減衰係数を算出など
するものである。
超音波散乱波パワースペクトラムに基づいて散乱係数、
および複数の累積減衰係数から平均減衰係数を算出など
するものである。
本発明は、第１図に示すように、散乱パワー算出部30が
例えば散乱特性の明確な血管(1)内の血液によって散乱
されて受信された信号から超音波散乱波パワーＰ(Di)を
算出し、累積減衰係数算出部31がこの算出された超音波
散乱波パワーＰ(Di)に基づいて累積減衰係数および複数
の累積減衰係数から平均減衰係数を精度高く算出するよ
うにしている。更に、散乱スペクトラム算出部32が例え
ば血管(1)の近傍の関心組織領域５によって散乱されて
受信された複数の信号の超音波散乱波パワースペクトラ
ムを算出し、係数算出部18がこれら複数の信号の超音波
散乱波パワースペクトラムから散乱係数などを精度高く
算出するようにしている。
例えば散乱特性の明確な血管(1)内の血液によって散乱
されて受信された信号から超音波散乱波パワーＰ(Di)を
算出し、累積減衰係数算出部31がこの算出された超音波
散乱波パワーＰ(Di)に基づいて累積減衰係数および複数
の累積減衰係数から平均減衰係数を精度高く算出するよ
うにしている。更に、散乱スペクトラム算出部32が例え
ば血管(1)の近傍の関心組織領域５によって散乱されて
受信された複数の信号の超音波散乱波パワースペクトラ
ムを算出し、係数算出部18がこれら複数の信号の超音波
散乱波パワースペクトラムから散乱係数などを精度高く
算出するようにしている。
従って、散乱特性が明確な血液によって散乱され、受信
された信号に基づいて、生体の減衰係数（累積減衰係
数、平均減衰係数）を精度高く算数することが可能とな
る。更に、この精度高く求めた減衰係数を用いて、血液
(1)、(2)の近傍の関心組織領域５における散乱係数など
を精度高く求めることが可能となる。
された信号に基づいて、生体の減衰係数（累積減衰係
数、平均減衰係数）を精度高く算数することが可能とな
る。更に、この精度高く求めた減衰係数を用いて、血液
(1)、(2)の近傍の関心組織領域５における散乱係数など
を精度高く求めることが可能となる。
次に、第１図から第６図を用いて本発明の１実施例の構
成および動作を順次詳細に説明する。
成および動作を順次詳細に説明する。
第１図において、超音波プローブ１は、超音波ビーム４
を放射すると共に、超音波を受信するものである。
を放射すると共に、超音波を受信するものである。
受信アンプ（超音波パルサ）２は、パルス状の電気信号
を、超音波プローブ１に入力して駆動するものである。
を、超音波プローブ１に入力して駆動するものである。
受信アンプ３は、超音波プローブ１によって受信した超
音波信号を増幅するものである。
音波信号を増幅するものである。
関心組織領域（ROI）５は、血管(1)の近傍に位置し、超
音波受信信号の散乱パワースペクトラムを求める範囲を
示したものである。
音波受信信号の散乱パワースペクトラムを求める範囲を
示したものである。
ROM10は、読み出し専用のメモリであって、アドレスに
対応づけて各種データ、例えば超音波ビームの拡散特
性、送信受信特性、装置の周波数特性を含めたパワー伝
達関数などを記憶させたものである。
対応づけて各種データ、例えば超音波ビームの拡散特
性、送信受信特性、装置の周波数特性を含めたパワー伝
達関数などを記憶させたものである。
Ｂモード受信回路17は、受信アンプ３によって受信・増
幅した超音波受信信号の強度を輝度に対応づけたいわゆ
るＢモード像を表示する信号を生成するものである。
幅した超音波受信信号の強度を輝度に対応づけたいわゆ
るＢモード像を表示する信号を生成するものである。
係数算出部18は、平均減衰係数および散乱係数などを算
出するものである。
出するものである。
表示部19は、Ｂモード像、減衰係数、散乱係数などを表
示するものである。
示するものである。
タイミング制御部20は、各種タイミングを制御するもの
である。
である。
散乱パワー算出部30は、散乱特性が判明している血液に
よって散乱されて受信された信号の散乱波パワーＰ(Di)
を算出するものである。
よって散乱されて受信された信号の散乱波パワーＰ(Di)
を算出するものである。
累積減衰係数算出部31は、散乱パワー算出部30によっ
て、算出された散乱波パワーＰ(Di)に基づいて、累積減
衰係数を算出するものである。
て、算出された散乱波パワーＰ(Di)に基づいて、累積減
衰係数を算出するものである。
散乱スペクトラム算出部32は、血液の近傍の関心組織領
域５によって散乱されて受信された信号の、散乱パワー
スペクトラムを算出するものである。
域５によって散乱されて受信された信号の、散乱パワー
スペクトラムを算出するものである。
第１図構成の動作を簡単に説明する。
第１図において、第１に、生体の血管(1)中の図示SV1の
位置によって散乱されて受信される受信信号の超音波散
乱パワーが算出されるように設定し、超音波ビーム４の
位置で超音波を複数回受信し、SV1からの瞬時の受信信
号のパワーを送受の回数だけ加算平均を行い、血液によ
って散乱された散乱パワーＰ(Di)を算出する（第１図散
乱パワー算出部が算出する）。ここで、血液の散乱特性
は、個体差が非常に小さいため、本実施例では、基準と
して用いる。また、血液の散乱パワーＰ(Di)が周波数ｆ
のほぼ４乗に比例する（これらは、本発明者によって実
験的に確かめられている）。生体の減衰特性は、周波数
の１乗に比例する。以下数式を用いて本発明に係わる累
積減衰係数、平均減衰係数、散乱係数などの算出につい
て詳細に説明する。
位置によって散乱されて受信される受信信号の超音波散
乱パワーが算出されるように設定し、超音波ビーム４の
位置で超音波を複数回受信し、SV1からの瞬時の受信信
号のパワーを送受の回数だけ加算平均を行い、血液によ
って散乱された散乱パワーＰ(Di)を算出する（第１図散
乱パワー算出部が算出する）。ここで、血液の散乱特性
は、個体差が非常に小さいため、本実施例では、基準と
して用いる。また、血液の散乱パワーＰ(Di)が周波数ｆ
のほぼ４乗に比例する（これらは、本発明者によって実
験的に確かめられている）。生体の減衰特性は、周波数
の１乗に比例する。以下数式を用いて本発明に係わる累
積減衰係数、平均減衰係数、散乱係数などの算出につい
て詳細に説明する。
体表から深さｚの位置における減衰係数をβ（ｚ）（dB
/MHz/cm）とすると、体表（ｚ＝０）から散乱パワーの
測定点SV1までの往復の累積減衰係数B1（dB/MHz）およ
び累積減衰量（dB）は、下式(1)および式(2)によて表さ
れる。
/MHz/cm）とすると、体表（ｚ＝０）から散乱パワーの
測定点SV1までの往復の累積減衰係数B1（dB/MHz）およ
び累積減衰量（dB）は、下式(1)および式(2)によて表さ
れる。
累積減衰量＝B1|f|（dB） ……(2) 体表から散乱パワーの測定点SV1までの距離D1における
超音波ビームの散乱特性、送受信特性、装置の周波数特
性を含めたパワー伝達特性をＧ（f,D1）とすると、散乱
パワーの測定点SV1からの受信パワースペクトラムＲ
（f,D1）は、下式(3)によって表される。
超音波ビームの散乱特性、送受信特性、装置の周波数特
性を含めたパワー伝達特性をＧ（f,D1）とすると、散乱
パワーの測定点SV1からの受信パワースペクトラムＲ
（f,D1）は、下式(3)によって表される。
ここで、b0f4は血液の散乱係数を表し、既知の量であ
る。
る。
従って、散乱パワーの測定点SV1からの受信パワーＰ（D
1）は下式(4)によって表される。
1）は下式(4)によって表される。
この際、予め、十分遠い距離に置かれたタングステンカ
ーバイドの小球で感度較正を行った標準超音波プローブ
により、デキストランの微粒子の浮遊液の散乱係数を絶
対測定しておき、この微粒子浮遊液を標準ファントムと
して、深さD1からの散乱パワースペクトラムを当該超音
波プローブおよび装置を用いて測定することにより、Ｇ
（f,D1）が得られる。そして、式(4)によって、D1、B1
に応じたＰ（D1）を計算することが可能となる。また、
式(4)からＰ（D1）と、B1とは互いに一価関数となるの
で、D1と、Ｐ（D1）とからB1を求めるのも容易である。
ーバイドの小球で感度較正を行った標準超音波プローブ
により、デキストランの微粒子の浮遊液の散乱係数を絶
対測定しておき、この微粒子浮遊液を標準ファントムと
して、深さD1からの散乱パワースペクトラムを当該超音
波プローブおよび装置を用いて測定することにより、Ｇ
（f,D1）が得られる。そして、式(4)によって、D1、B1
に応じたＰ（D1）を計算することが可能となる。また、
式(4)からＰ（D1）と、B1とは互いに一価関数となるの
で、D1と、Ｐ（D1）とからB1を求めるのも容易である。
従って、D1と、Ｐ（D1）とを入力としてB1が求められる
ように、第２図ROM9にデータを予め書き込んでおくこと
により、散乱パワーＰ（D1）から累積減衰係数B1を求め
ることができる（第１図散乱パワー算出部30および累積
減衰係数算出部31によって当該累積減衰係数B1を求め
る）。同様に、散乱パワーの測定点SV2の散乱パワーＰ
（D2）を求めることができる。そして、SV1とSV2とによ
って挟まれた間の平均減衰係数β12（dB/MHz/cm）は、
下式(5)によって算出される（第１図係数算出部が算出
する）。
ように、第２図ROM9にデータを予め書き込んでおくこと
により、散乱パワーＰ（D1）から累積減衰係数B1を求め
ることができる（第１図散乱パワー算出部30および累積
減衰係数算出部31によって当該累積減衰係数B1を求め
る）。同様に、散乱パワーの測定点SV2の散乱パワーＰ
（D2）を求めることができる。そして、SV1とSV2とによ
って挟まれた間の平均減衰係数β12（dB/MHz/cm）は、
下式(5)によって算出される（第１図係数算出部が算出
する）。
β12＝（B1−B2）/2（D2−D1） ……(5) 更に、散乱パワーの測定点SV1の近傍の関心組織領域５
からの受信信号の平均パワースペクトラムRROIは下式
(6)によって求められる。
からの受信信号の平均パワースペクトラムRROIは下式
(6)によって求められる。
ここで、Ｓ（ｆ）は関心組織領域５における組織の散乱
特性である。すでにB1が求められているので、このＳ
（ｆ）は下式(7)で算出される。
特性である。すでにB1が求められているので、このＳ
（ｆ）は下式(7)で算出される。
次に、第２図の構成を説明する。
第２図において、ドプラ信号算数回路６は、サンプルボ
リュームにおけるドプラ信号を計算するものである。
リュームにおけるドプラ信号を計算するものである。
パワー算出回路７は、ドプラ信号の虚数成分と実数成分
との２乗和をとって時間平均するものであって、ドプラ
信号のパワーを算出するものである。
との２乗和をとって時間平均するものであって、ドプラ
信号のパワーを算出するものである。
A/D変換器８は、ドプラ信号のパワーを、ディジタル値
に変換するものである。
に変換するものである。
ROM9は、ドプラ信号のパワー（超音波散乱波パワーＰ(D
i)から累積減衰係数を算出するためのデータを格納する
ものである。
i)から累積減衰係数を算出するためのデータを格納する
ものである。
ROM10は、超音波ビームの拡散特性、送受信特性、装置
の周波数特性を含めたパワー伝達特性をデータとして記
憶したものである。
の周波数特性を含めたパワー伝達特性をデータとして記
憶したものである。
ログアンプ11は、受信信号の振幅を対数圧縮増幅するも
のである。
のである。
A/D変換器12は、アナログの受信信号をディジタル値に
変換するものである。
変換するものである。
逆対数回路13は、A/D変換器１によってディジタル値に
変換した値を、逆数変換して元の真数に戻すものであ
る。
変換した値を、逆数変換して元の真数に戻すものであ
る。
演算回路（FFT演算回路）14は、受信信号の短時間フー
リエスペクトラムを高速演算するものである。
リエスペクトラムを高速演算するものである。
パワー演算回路15は、短時間フーリエスペクトラムの実
数成分と虚数成分との２乗和を演算するものである。
数成分と虚数成分との２乗和を演算するものである。
累積器16は、関心組織領域５中の走査線におけるパワー
スペクトラムを加算するものである。
スペクトラムを加算するものである。
Ｂモード受信回路17は、受信信号の振幅を輝度としたい
わゆるＢモード画像を表示部19に表示するための信号を
生成するものである。
わゆるＢモード画像を表示部19に表示するための信号を
生成するものである。
係数算出部18は、減衰係数および散乱係数などを算出す
るものである。
るものである。
表示部19は、Ｂモード像、減衰係数、散乱係数などを表
示するものである。
示するものである。
タイミング制御部２は、回路全体のタイミング信号を発
生するものである。
生するものである。
次に、第２図構成の動作を説明する。
第２図において、送信アンプ２から送出されたパルス信
号で超音波プローブ１を駆動して生体に超音波を放射す
る。生体から時々刻々と超音波反射波が帰ってくる。超
音波プローブ１で受信した超音波反射波信号を受信アン
プ３で増幅する。この増幅した受信信号は、ログアンプ
11およびＢモード受信回路17を介して表示部19にＢモー
ド像が表示される。
号で超音波プローブ１を駆動して生体に超音波を放射す
る。生体から時々刻々と超音波反射波が帰ってくる。超
音波プローブ１で受信した超音波反射波信号を受信アン
プ３で増幅する。この増幅した受信信号は、ログアンプ
11およびＢモード受信回路17を介して表示部19にＢモー
ド像が表示される。
また、累積減衰係数を求めるため、ドプラ信号算出回路
６が、血管(1)のサンプルボリュームSV1からの受信信号
に基づいて、ドプラ信号を得、パワー算出回路７によっ
てこのドプラ信号のパワーを算出し、A/D変換器８によ
ってディジタル値に変換し、ROM9がこのディジタル値に
対応する累積減衰係数（体表からサンプルボリュームSV
1までの累積減衰係数B1）を出力するようにしている。
同様に、サンプルボリュームSV2までの累積減衰係数B2
を出力するようにする。これら累積減衰係数B1および累
積減衰係数B2の通知を受けた係数算出部18は、サンプル
ボリュームSV1からサンプルボリュームSV2までの間の平
均減衰係数を算出するようにしている。
６が、血管(1)のサンプルボリュームSV1からの受信信号
に基づいて、ドプラ信号を得、パワー算出回路７によっ
てこのドプラ信号のパワーを算出し、A/D変換器８によ
ってディジタル値に変換し、ROM9がこのディジタル値に
対応する累積減衰係数（体表からサンプルボリュームSV
1までの累積減衰係数B1）を出力するようにしている。
同様に、サンプルボリュームSV2までの累積減衰係数B2
を出力するようにする。これら累積減衰係数B1および累
積減衰係数B2の通知を受けた係数算出部18は、サンプル
ボリュームSV1からサンプルボリュームSV2までの間の平
均減衰係数を算出するようにしている。
更に、血液(1)の近傍の関心組織領域５の散乱係数など
を算出するため、受信信号をログアンプ11で対数圧縮
し、A/D変換器12でディジタル値に変換し、逆対数回路1
3で元の値に戻した後、演算回路（FFT演算回路）14で関
心組織領域５からのRFデータ（受信信号）のフーリエ解
析を行い、パワー算出回路15でパワースペクトラムを求
める。累積器16がこのパワースペクトラムについて、関
心組織領域５内の走査線毎に加算して平均パワースペク
トラムを生成する。係数算出部18は、、この平均パワー
スペクトラムRROI（ｆ）と、ROM9から通知された血液
(1)の累積減衰係数B1などと、ROM10から読み出した超音
波ビームの拡散特性、送受信特性、装置の周波数特性を
含めたパワー伝達特性Ｇ（f,x）、体表から関心組織領
域５までの距離などを式(5)に代入して、当該関心組織
領域５内の組織の散乱特性Ｓ（ｆ）を算出する。
を算出するため、受信信号をログアンプ11で対数圧縮
し、A/D変換器12でディジタル値に変換し、逆対数回路1
3で元の値に戻した後、演算回路（FFT演算回路）14で関
心組織領域５からのRFデータ（受信信号）のフーリエ解
析を行い、パワー算出回路15でパワースペクトラムを求
める。累積器16がこのパワースペクトラムについて、関
心組織領域５内の走査線毎に加算して平均パワースペク
トラムを生成する。係数算出部18は、、この平均パワー
スペクトラムRROI（ｆ）と、ROM9から通知された血液
(1)の累積減衰係数B1などと、ROM10から読み出した超音
波ビームの拡散特性、送受信特性、装置の周波数特性を
含めたパワー伝達特性Ｇ（f,x）、体表から関心組織領
域５までの距離などを式(5)に代入して、当該関心組織
領域５内の組織の散乱特性Ｓ（ｆ）を算出する。
次に、第３図から第５図を用いて、第２図ドプラ信号算
出回路６およびパワー算出回路７の動作概念および具体
的回路を説明する。
出回路６およびパワー算出回路７の動作概念および具体
的回路を説明する。
第３図（イ）は受信信号を表示し、第３図（ロ）はこれ
に体応づけた血管内の血液によって超音波信号が散乱さ
れる様子を示す。
に体応づけた血管内の血液によって超音波信号が散乱さ
れる様子を示す。
第３図（ロ）に示すように、超音波ビームが血管内を流
れる血液に入射すると、図示のように散乱され、これが
受信されて既述した超音波散乱パワーＰ(D１)が算出さ
れる。この散乱される度合を表す散乱係数は、本発明者
によって生体の個体差によれ変動が非常に小さいことが
実験的に明らかにされており、当該血液の超音波散乱パ
ワーＰ(D１)から減衰係数を精度高く算出することが可
能となる。ここで、図示距離D1の位置における超音波散
乱パワーＰ(D１)の平均を＜r2（t1）＞と表す。
れる血液に入射すると、図示のように散乱され、これが
受信されて既述した超音波散乱パワーＰ(D１)が算出さ
れる。この散乱される度合を表す散乱係数は、本発明者
によって生体の個体差によれ変動が非常に小さいことが
実験的に明らかにされており、当該血液の超音波散乱パ
ワーＰ(D１)から減衰係数を精度高く算出することが可
能となる。ここで、図示距離D1の位置における超音波散
乱パワーＰ(D１)の平均を＜r2（t1）＞と表す。
第４図（イ）は、受信検波出力のリアル成分を示す。こ
のリアル成分は、第２図ドプラ信号算出回路６によって
算出されたドプラ信号のうちのリアル成分であって、超
音波ビームと平行な方向についてのものである。
のリアル成分は、第２図ドプラ信号算出回路６によって
算出されたドプラ信号のうちのリアル成分であって、超
音波ビームと平行な方向についてのものである。
第４図（ロ）は、第４図（イ）の図中丸印を付した部分
の時間的な変化を取り出したいわゆるドプラ信号のリア
ル成分を示す。
の時間的な変化を取り出したいわゆるドプラ信号のリア
ル成分を示す。
第４図（ハ）は、第２図ドプラ信号算出回路６によっ
て、受信信号から算出された直交検波出力Real（リアル
成分、実数成分）および直交検波出力Imag（イマジナリ
成分、虚数成分）を示す。これら実数成分および虚数成
分は、第２図ドプラ信号算出回路６によって図示Ｒおよ
びＩとして出力される。
て、受信信号から算出された直交検波出力Real（リアル
成分、実数成分）および直交検波出力Imag（イマジナリ
成分、虚数成分）を示す。これら実数成分および虚数成
分は、第２図ドプラ信号算出回路６によって図示Ｒおよ
びＩとして出力される。
第５図はドプラ信号のパワー算出回路例を示す。これ
は、第２図ドプラ信号算出回路６およびパワー算出回路
７の具体的回路例である。
は、第２図ドプラ信号算出回路６およびパワー算出回路
７の具体的回路例である。
第５図において、受信信号（第２図受信アンプ３によっ
て増幅された受信信号）が乗算器23−１、23−２に夫々
入力され、正弦波発振回路21からの周波数信号ｆおよび
90゜フェイスシフタ22によって90゜位相のずらされた周
波数信号ｆとが乗算されると、実数成分のドプラ信号、
および虚数成分のドプラ信号が抽出される。そして、夫
々LPF（ローパスフィルタ）24−１、24−２によって高
周波成分が除去され、S/H（サンプルホールド回路）25
−１、25−２によってサンプルホールドされ、HPF（ハ
イパスフィルタ）26−１−26−２によって高周波成分が
取り出されて、ドプラ信号の実数成分および虚数成分が
夫々取り出される。これら取り出されたドプラ信号の実
数成分および虚数成分は、２乗器27−１、27−２によっ
て２乗された後、加算器28によって加算され、更にLPF
（ローパスフィルタ）29によって高周波成分が取り除か
れ、ドプラ信号のパワー、即ち超音波散乱パワーＰ
(D１)が算出される。同様に、サンプルボリュームSV2に
ついても、超音波散乱パワーＰ(D２)が算出される。そ
して、これら算出された超音波散乱パワーＰ(D１)およ
びＰ(D２)について、第２図A/D変換器８を介してディジ
タルの値に変換し、これと深さD1、D2をROM9のアドレス
信号として入力、データ出力として累積減衰係数B1、B2
が夫々出力され、係数算出部18に通知される。
て増幅された受信信号）が乗算器23−１、23−２に夫々
入力され、正弦波発振回路21からの周波数信号ｆおよび
90゜フェイスシフタ22によって90゜位相のずらされた周
波数信号ｆとが乗算されると、実数成分のドプラ信号、
および虚数成分のドプラ信号が抽出される。そして、夫
々LPF（ローパスフィルタ）24−１、24−２によって高
周波成分が除去され、S/H（サンプルホールド回路）25
−１、25−２によってサンプルホールドされ、HPF（ハ
イパスフィルタ）26−１−26−２によって高周波成分が
取り出されて、ドプラ信号の実数成分および虚数成分が
夫々取り出される。これら取り出されたドプラ信号の実
数成分および虚数成分は、２乗器27−１、27−２によっ
て２乗された後、加算器28によって加算され、更にLPF
（ローパスフィルタ）29によって高周波成分が取り除か
れ、ドプラ信号のパワー、即ち超音波散乱パワーＰ
(D１)が算出される。同様に、サンプルボリュームSV2に
ついても、超音波散乱パワーＰ(D２)が算出される。そ
して、これら算出された超音波散乱パワーＰ(D１)およ
びＰ(D２)について、第２図A/D変換器８を介してディジ
タルの値に変換し、これと深さD1、D2をROM9のアドレス
信号として入力、データ出力として累積減衰係数B1、B2
が夫々出力され、係数算出部18に通知される。
以上のように、個体差によって散乱係数の誤差が少ない
血液中の血球によって散乱されて受信された受信信号か
らドプラ信号のパワー（超音波散乱パワーＰ(D１)、Ｐ
（D2））を夫々算出し、更にROM9を用いて累積減衰係数
B1、B2を算出することにより、制度高く累積減衰係数を
求めることが可能となる。
血液中の血球によって散乱されて受信された受信信号か
らドプラ信号のパワー（超音波散乱パワーＰ(D１)、Ｐ
（D2））を夫々算出し、更にROM9を用いて累積減衰係数
B1、B2を算出することにより、制度高く累積減衰係数を
求めることが可能となる。
次に、第６図を用いてROI（関心組織領域）５における
散乱係数を制度高く算出し得る動作を説明する。
散乱係数を制度高く算出し得る動作を説明する。
第６図（イ）は、ROI5が複数の走査線ないしによっ
て操作されている様子を示す。
て操作されている様子を示す。
第６図（ロ）は、の走査線による受信波形を示す。
第６図（ハ）は、第６図（ロ）の走査線の受信波形か
ら算出した、当該ROI5中におけるパワースペクトラム
（超音波パワースペクトラム）を示す。これは、の走
査線の１本のみから第２図パワー演算回路15によって算
出したため、曲線に凹凸があり、精度が悪い。
ら算出した、当該ROI5中におけるパワースペクトラム
（超音波パワースペクトラム）を示す。これは、の走
査線の１本のみから第２図パワー演算回路15によって算
出したため、曲線に凹凸があり、精度が悪い。
第６図（ニ）は、第６図（イ）ないしのパワースペ
クトラムの平均したものを示す。これにより、パワース
ペクトラムの凹凸が少なくなり、精度が高くなる。
クトラムの平均したものを示す。これにより、パワース
ペクトラムの凹凸が少なくなり、精度が高くなる。
第６図（ホ）は、更にROIを大きくとって数多い走査線
のパワースペクトラムを平均した場合のものを示す。こ
れは、曲線の凹凸がなく、精度が高い。
のパワースペクトラムを平均した場合のものを示す。こ
れは、曲線の凹凸がなく、精度が高い。
従って、ROI5の大きさとして実用的な1cm×1cm位にと
り、走査線を可及的に多くすると共に、第２図累積器16
によって複数回の平均を求めることにより、より精度が
高いパワースペクトラム（超音波散乱パワースペクトラ
ム）を算出するようにしている。これにより、第２図係
数算出部18が、この精度高く算出したROI5の超音波散乱
パワースペクトラムと、予め求めておいた累積減衰係数
B1などとに基づいて、当該ROIの散乱係数を精度高く算
出することが可能となる。
り、走査線を可及的に多くすると共に、第２図累積器16
によって複数回の平均を求めることにより、より精度が
高いパワースペクトラム（超音波散乱パワースペクトラ
ム）を算出するようにしている。これにより、第２図係
数算出部18が、この精度高く算出したROI5の超音波散乱
パワースペクトラムと、予め求めておいた累積減衰係数
B1などとに基づいて、当該ROIの散乱係数を精度高く算
出することが可能となる。
以上説明したように、本発明によれば、散乱特性が明確
な血液によって散乱され、受信された信号に基づいて、
生体の減衰係数（累積減衰係数、平均減衰係数）を算出
すると共に、この算出された減衰係数を用いかつ関心組
織領域における複数の超音波散乱パワースペクトラムを
平均化して当該関心組織領域の散乱係数などを算出する
構成を採用しているため、減衰係数（累積減衰係数、平
均減衰係数）および関心組織領域における散乱係数など
を精度高く求めることができる。
な血液によって散乱され、受信された信号に基づいて、
生体の減衰係数（累積減衰係数、平均減衰係数）を算出
すると共に、この算出された減衰係数を用いかつ関心組
織領域における複数の超音波散乱パワースペクトラムを
平均化して当該関心組織領域の散乱係数などを算出する
構成を採用しているため、減衰係数（累積減衰係数、平
均減衰係数）および関心組織領域における散乱係数など
を精度高く求めることができる。
第１図は本発明の１実施例構成図、第２図は本発明の具
体的構成図、第３図は血液からの散乱パワー算出説明
図、第４図はドプラ信号説明図、第５図はドプラ信号の
パワー算出回路例、第６図はパワースペクトラム説明図
を示す。 図中、１は超音波プローブ、４は超音波ビーム、９、10
はROM、18は係数算出部、30は散乱パワー算出部、31は
累積減衰係数算出部、32は散乱スペクトラム算出部を表
す。
体的構成図、第３図は血液からの散乱パワー算出説明
図、第４図はドプラ信号説明図、第５図はドプラ信号の
パワー算出回路例、第６図はパワースペクトラム説明図
を示す。 図中、１は超音波プローブ、４は超音波ビーム、９、10
はROM、18は係数算出部、30は散乱パワー算出部、31は
累積減衰係数算出部、32は散乱スペクトラム算出部を表
す。
Claims (3)
- 【請求項１】受信した超音波信号から生体の減衰係数な
どを算出し得るように構成した超音波診断装置におい
て、 血液によって散乱され、受信された超音波散乱波パワー
Ｐ(Di)を算出する散乱パワー算出部(30)と、 この算出された超音波散乱波パワーＰ(Di)に基づいて、
当該血液の位置までの累積減衰係数を算出する累積減衰
係数算出部(31)とを備え、 生体の累積減衰係数を算出するように構成したことを特
徴とする超音波診断装置。 - 【請求項２】上累積減衰係数算出部(31)によって、算出
された複数の位置の血液に対する夫々の累積減衰係数に
基づいて、これら複数の位置の血液で挟まれた区間の平
均減衰係数βを算出する係数算出手段(18)とを備え、 生体の平均減衰係数βを算出するように構成したことを
特徴とする超音波診断装置。 - 【請求項３】血液の近傍における関心組織領域における
超音波反射波パワースペクトラムを算出する散乱スペク
トラム算出部(32)と、 この算出された超音波反射波パワースペクトラムおよび
上記累積減衰係数あるいは平均減衰係数に基づいて、こ
の関心組織領域における散乱係数などを算出する係数算
出部(18)とを備え、 血液の近傍の関心組織領域の散乱係数などを算出するよ
うに構成したことを特徴とする超音波診断装置。
Priority Applications (4)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP63129073A JPH0681616B2 (ja) | 1988-05-26 | 1988-05-26 | 超音波診断装置 |
| EP89305269A EP0343969B1 (en) | 1988-05-26 | 1989-05-24 | Ultrasound diagnostic equipment |
| DE8989305269T DE68905667T2 (de) | 1988-05-26 | 1989-05-24 | Ultraschall-diagnostisches geraet. |
| US07/356,888 US5095909A (en) | 1988-05-26 | 1989-05-25 | Ultrasound diagnostic equipment |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP63129073A JPH0681616B2 (ja) | 1988-05-26 | 1988-05-26 | 超音波診断装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH01297052A JPH01297052A (ja) | 1989-11-30 |
| JPH0681616B2 true JPH0681616B2 (ja) | 1994-10-19 |
Family
ID=15000412
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP63129073A Expired - Lifetime JPH0681616B2 (ja) | 1988-05-26 | 1988-05-26 | 超音波診断装置 |
Country Status (4)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5095909A (ja) |
| EP (1) | EP0343969B1 (ja) |
| JP (1) | JPH0681616B2 (ja) |
| DE (1) | DE68905667T2 (ja) |
Families Citing this family (24)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH088920B2 (ja) * | 1990-09-28 | 1996-01-31 | 富士通株式会社 | 血液散乱パワ用算出装置 |
| US5279301A (en) * | 1991-01-18 | 1994-01-18 | Olympus Optical Co., Ltd. | Ultrasonic image analyzing apparatus |
| US5235984A (en) * | 1992-03-30 | 1993-08-17 | Hewlett-Packard Company | On-line acoustic densitometry tool for use with an ultrasonic imaging system |
| US5363848A (en) * | 1992-11-16 | 1994-11-15 | Triton Technology, Inc. | Variable illumination of a lumen for acoustic blood flow measurement |
| US5396891A (en) * | 1993-04-07 | 1995-03-14 | Osteo Sciences Corporation | System and method for external acoustic bone velocity measurement |
| US5720290A (en) * | 1993-04-07 | 1998-02-24 | Metra Biosystems, Inc. | Apparatus and method for acoustic analysis of bone using optimized functions of spectral and temporal signal components |
| US5417215A (en) * | 1994-02-04 | 1995-05-23 | Long Island Jewish Medical Center | Method of tissue characterization by ultrasound |
| AU5185496A (en) * | 1995-03-14 | 1996-10-02 | Vnus Medical Technologies, Inc. | Venous pump efficiency test system and method |
| US5689443A (en) * | 1995-05-25 | 1997-11-18 | Ramanathan; Naganathasastrigal | Method and apparatus for evaluating scanners |
| US20030032880A1 (en) * | 2001-06-13 | 2003-02-13 | Pauliina Moore | Apparatus and method for ultrasonically identifying vulnerable plaque |
| EP1551303A4 (en) * | 2002-05-16 | 2009-03-18 | Karmanos B A Cancer Inst | METHOD AND SYSTEM FOR A COMBINED DIAGNOSTIC AND THERAPEUTIC ULTRASOUND SYSTEM WITH NONINVASIVE THERMOMETRY, ABLATION CONTROL AND AUTOMATION |
| US7285092B2 (en) * | 2002-12-18 | 2007-10-23 | Barbara Ann Karmanos Cancer Institute | Computerized ultrasound risk evaluation system |
| WO2007021194A1 (en) * | 2005-08-17 | 2007-02-22 | Angelsen Bjoern A J | Estimation of acoustic scatterer parameters in an object |
| US8870771B2 (en) * | 2007-05-04 | 2014-10-28 | Barbara Ann Karmanos Cancer Institute | Method and apparatus for categorizing breast density and assessing cancer risk utilizing acoustic parameters |
| US10201324B2 (en) | 2007-05-04 | 2019-02-12 | Delphinus Medical Technologies, Inc. | Patient interface system |
| US9144403B2 (en) | 2010-02-12 | 2015-09-29 | Delphinus Medical Technologies, Inc. | Method of characterizing the pathological response of tissue to a treatment plan |
| US8876716B2 (en) * | 2010-02-12 | 2014-11-04 | Delphinus Medical Technologies, Inc. | Method of characterizing breast tissue using muliple ultrasound renderings |
| US9763641B2 (en) | 2012-08-30 | 2017-09-19 | Delphinus Medical Technologies, Inc. | Method and system for imaging a volume of tissue with tissue boundary detection |
| US10123770B2 (en) | 2013-03-13 | 2018-11-13 | Delphinus Medical Technologies, Inc. | Patient support system |
| KR102243022B1 (ko) * | 2014-03-05 | 2021-04-21 | 삼성메디슨 주식회사 | 선택 정보에 기초하여 관심 영역에 포함된 혈류에 대한 정보를 출력하는 방법, 장치 및 시스템. |
| CN106659472B (zh) * | 2014-07-11 | 2020-05-15 | 奥林巴斯株式会社 | 超声波观测装置以及超声波观测装置的工作方法 |
| US10285667B2 (en) | 2014-08-05 | 2019-05-14 | Delphinus Medical Technologies, Inc. | Method for generating an enhanced image of a volume of tissue |
| CN106357356B (zh) * | 2015-07-17 | 2018-10-12 | 普天信息技术有限公司 | 一种基于分组频谱池的频谱感知方法及系统 |
| JP2017063926A (ja) * | 2015-09-29 | 2017-04-06 | セイコーエプソン株式会社 | 超音波受信信号補正装置、超音波測定装置及び超音波受信信号補正方法 |
Family Cites Families (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS57179745A (en) * | 1981-04-30 | 1982-11-05 | Fujitsu Ltd | Method and device for measuring material property by ultrasonic wave |
| US4575799A (en) * | 1983-03-23 | 1986-03-11 | Fujitsu Limited | Ultrasonic living body tissue characterization system |
| US4867167A (en) * | 1988-06-30 | 1989-09-19 | Hewlett-Packard Company | Method and apparatus for determining and displaying the absolute value of quantitative backscatter |
-
1988
- 1988-05-26 JP JP63129073A patent/JPH0681616B2/ja not_active Expired - Lifetime
-
1989
- 1989-05-24 DE DE8989305269T patent/DE68905667T2/de not_active Expired - Fee Related
- 1989-05-24 EP EP89305269A patent/EP0343969B1/en not_active Expired - Lifetime
- 1989-05-25 US US07/356,888 patent/US5095909A/en not_active Expired - Fee Related
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| US5095909A (en) | 1992-03-17 |
| EP0343969B1 (en) | 1993-03-31 |
| DE68905667D1 (de) | 1993-05-06 |
| JPH01297052A (ja) | 1989-11-30 |
| DE68905667T2 (de) | 1993-07-08 |
| EP0343969A2 (en) | 1989-11-29 |
| EP0343969A3 (en) | 1990-04-25 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| EP0343969B1 (en) | Ultrasound diagnostic equipment | |
| EP0066343B1 (en) | Method and apparatus for measuring ultrasonic attenuation characteristics | |
| CN111819467B (zh) | 波传播和散射参数的估计方法和仪器 | |
| US5097836A (en) | Untrasound diagnostic equipment for calculating and displaying integrated backscatter or scattering coefficients by using scattering power or scattering power spectrum of blood | |
| EP0064399B1 (en) | Ultrasonic measuring method | |
| EP0008517A1 (en) | Duplex ultrasonic imaging system with repetitive excitation of common transducer in Doppler modality | |
| US4873869A (en) | Device for the scanning of objects by means of ultrasound echography | |
| JPH06504453A (ja) | 乳房組織の画像を生成するための方法および装置 | |
| US7666142B2 (en) | Ultrasound doppler diagnostic apparatus and image data generating method | |
| JPH0467149B2 (ja) | ||
| JPH0570769B2 (ja) | ||
| EP0139235A2 (en) | Ultrasonic measurement method and apparatus therefor | |
| JPH09289988A (ja) | 画像のスペックルを調節する方法及び物体の超音波イメージングのための方法 | |
| JPS59122919A (ja) | 波の周波数領域特性を決定する方法と装置 | |
| JPS62123355A (ja) | 媒体の超音波エコーグラフィック検査方法及び装置 | |
| Hoskins et al. | Finite beam-width ray model for geometric spectral broadening | |
| Ilyina et al. | Attenuation estimation by repeatedly solving the forward scattering problem | |
| JPH07236640A (ja) | 超音波診断装置 | |
| Suorsa et al. | Influence of stationary signals on the time-domain correlation blood flow measurement | |
| EP0092191A2 (en) | Method and means for determining ultrasonic wave attenuation in tissue | |
| JPH0425017B2 (ja) | ||
| JPS62123354A (ja) | 超音波エコーグラフィによる物体の検査方法及び装置 | |
| JPH10314171A (ja) | 超音波診断装置 | |
| JPH0478298B2 (ja) | ||
| JPS63134949A (ja) | 超音波計測装置 |