JPH0693890B2 - 超音波診断装置 - Google Patents
超音波診断装置Info
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- JPH0693890B2 JPH0693890B2 JP60090923A JP9092385A JPH0693890B2 JP H0693890 B2 JPH0693890 B2 JP H0693890B2 JP 60090923 A JP60090923 A JP 60090923A JP 9092385 A JP9092385 A JP 9092385A JP H0693890 B2 JPH0693890 B2 JP H0693890B2
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- reflected echo
- blood flow
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- G—PHYSICS
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- 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
-
- 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
- G01S15/02—Systems using the reflection or reradiation of acoustic waves, e.g. sonar systems using reflection of acoustic waves
- G01S15/50—Systems of measurement, based on relative movement of the target
- G01S15/58—Velocity or trajectory determination systems; Sense-of-movement determination systems
- G01S15/582—Velocity or trajectory determination systems; Sense-of-movement determination systems using transmission of interrupted pulse-modulated waves and based upon the Doppler effect resulting from movement of targets
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- Remote Sensing (AREA)
- Acoustics & Sound (AREA)
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Description
【発明の詳細な説明】 〔発明の技術分野〕 本発明は超音波ドプラ法と超音波反射法とにより被検体
の超音波断層像中に血流分布の２次元的表示を可能とし
た超音波診断装置に関するものである。
の超音波断層像中に血流分布の２次元的表示を可能とし
た超音波診断装置に関するものである。
従来の超音波ドプラ法と電子走査型超音波診断装置とを
組み合せた複合装置では、断層像中の任意の一点の血流
速度しか観測できず、心臓内の血流分布を１次元若しく
は２次元で観測できない。
組み合せた複合装置では、断層像中の任意の一点の血流
速度しか観測できず、心臓内の血流分布を１次元若しく
は２次元で観測できない。
そこで、近年レーダ技術等で用いられているMTI（Movin
g Target Indicator;移動目標装置）を応用して被検体
内の血流を２次元画像として可視化しようとする試みが
例えば第42回日本超音波医学会講演論文集,1982年，第5
41頁〜，滑川他，「実時間２次元血流映像システム」及
び第543頁〜，瀬尾他，「MTIによるリアルタイム超音波
血流イメージ」等に発表されている。
g Target Indicator;移動目標装置）を応用して被検体
内の血流を２次元画像として可視化しようとする試みが
例えば第42回日本超音波医学会講演論文集,1982年，第5
41頁〜，滑川他，「実時間２次元血流映像システム」及
び第543頁〜，瀬尾他，「MTIによるリアルタイム超音波
血流イメージ」等に発表されている。
このような従来装置の一例を第３図を参照して説明す
る。同図はセクタ電子走査型超音波診断装置と超音波血
流イメージング装置とを組み合せた複合型の超音波診断
装置を示すものである。
る。同図はセクタ電子走査型超音波診断装置と超音波血
流イメージング装置とを組み合せた複合型の超音波診断
装置を示すものである。
セクタ電子走査型超音波診断装置（以下「装置本体」と
もいう）２の超音波ブローブ１を被検体の患部（心臓）
に当て、装置本体２から超音波プローブ１へ超音波駆動
パルスを送つてこの超音波プローブ１から心臓に向けて
超音波を放射する。心臓の組織（筋肉，血球）に当つて
反射した超音波は超音波エコーとなつて超音波プローブ
１で受波され受信信号に音響−電気変換される。そし
て、この受信信号は装置本体２により信号処理され超音
波断層像として表示される。
もいう）２の超音波ブローブ１を被検体の患部（心臓）
に当て、装置本体２から超音波プローブ１へ超音波駆動
パルスを送つてこの超音波プローブ１から心臓に向けて
超音波を放射する。心臓の組織（筋肉，血球）に当つて
反射した超音波は超音波エコーとなつて超音波プローブ
１で受波され受信信号に音響−電気変換される。そし
て、この受信信号は装置本体２により信号処理され超音
波断層像として表示される。
一方、前記受信信号は超音波血流イメージング装置の第
1,第２のミキサ3a,3bに入力される。第１のミキサ3aに
は基準信号発生器７からの超音波中心周波数foの正弦波
が90゜位相器８により90゜位相を異ならせて入力され、
また、第２のミキサ3bには前記正弦波がそのまま入力さ
れており、この第1,第２のミキサ3a,3bにおいて受信号
にそれぞれ前記各正弦波が掛けられて位相検波が行なわ
れる。
1,第２のミキサ3a,3bに入力される。第１のミキサ3aに
は基準信号発生器７からの超音波中心周波数foの正弦波
が90゜位相器８により90゜位相を異ならせて入力され、
また、第２のミキサ3bには前記正弦波がそのまま入力さ
れており、この第1,第２のミキサ3a,3bにおいて受信号
にそれぞれ前記各正弦波が掛けられて位相検波が行なわ
れる。
そして、位相検波された受信信号はそれぞれ90゜位相の
異なるドプラ信号として第1,第２のA/D変換器4a,4bに入
力され、デジタル信号に変換されて第1,第２のMTIフイ
ルタ5a,5bに入力される。
異なるドプラ信号として第1,第２のA/D変換器4a,4bに入
力され、デジタル信号に変換されて第1,第２のMTIフイ
ルタ5a,5bに入力される。
第1,第２のMTIフイルタ5a,5bでは、クラツタと呼ばれる
非常に遅い動き（心臓の壁）からの反射信号成分（低周
波成分）が除去される。そして第1,第２のMTIフイルタ5
a,5bの出力信号は演算回路６に入力され、ここで後述す
るような相関演算処理法により処理され、血流の平均速
度が求められる。
非常に遅い動き（心臓の壁）からの反射信号成分（低周
波成分）が除去される。そして第1,第２のMTIフイルタ5
a,5bの出力信号は演算回路６に入力され、ここで後述す
るような相関演算処理法により処理され、血流の平均速
度が求められる。
ここで、前記第１のA/D変換器4aの出力波形の一例を第
４図（ａ）に、第２のA/D変換器4bの出力波形の一例を
第４図（ｂ）にそれぞれ示す。
４図（ａ）に、第２のA/D変換器4bの出力波形の一例を
第４図（ｂ）にそれぞれ示す。
同図（ａ），（ｂ）から明らかなようにこの出力波形
x1,x2,……,x1,…y1,y2,……,y1,…には、血球からの反
射エコー成分とクラッタ成分（同図（ａ），（ｂ）にそ
れぞれ破線で示す）とが含まれ、かつ、互いに90゜位相
がずれている。第1,第２のA/D変換器4a,4bの出力波形を
Xa（ｔ）,Xb（ｔ）とすると、 と表わすことができる。ここで、Ｊは任意のデータ数
（サンプル数）を意味している。通常、超音波血流イメ
ージング装置では、Ｊ＝８〜32程度の値である。また、
Xcjはクラッタの振幅、Xdjは血球からの反射エコー成分
の振幅、ωcjはクラッタの角周波数、ωdjは血球からの
反射エコーの角周波数、θcjはクラッタの位相、θdjは
血球からの反射エコー成分の位相を意味している。上記
（１），（２）式中、それぞれの第１項はクラツタ成
分、第２項は血球からの反射エコー成分であり、かつ、
ｄ≫ｃである。
x1,x2,……,x1,…y1,y2,……,y1,…には、血球からの反
射エコー成分とクラッタ成分（同図（ａ），（ｂ）にそ
れぞれ破線で示す）とが含まれ、かつ、互いに90゜位相
がずれている。第1,第２のA/D変換器4a,4bの出力波形を
Xa（ｔ）,Xb（ｔ）とすると、 と表わすことができる。ここで、Ｊは任意のデータ数
（サンプル数）を意味している。通常、超音波血流イメ
ージング装置では、Ｊ＝８〜32程度の値である。また、
Xcjはクラッタの振幅、Xdjは血球からの反射エコー成分
の振幅、ωcjはクラッタの角周波数、ωdjは血球からの
反射エコーの角周波数、θcjはクラッタの位相、θdjは
血球からの反射エコー成分の位相を意味している。上記
（１），（２）式中、それぞれの第１項はクラツタ成
分、第２項は血球からの反射エコー成分であり、かつ、
ｄ≫ｃである。
そして、理想的なMTIフイルタでは低周波成分（クラツ
タ成分）を打消すことができ、このとき上記（１），
（２）式は下記（３），（４）式で表わすことができ
る。
タ成分）を打消すことができ、このとき上記（１），
（２）式は下記（３），（４）式で表わすことができ
る。
前記演算回路６では、（３），（４）式から平均周波数
ｄを求める計算を例えば自己相関法によりハード的な
構成にデジタル高速演算器により実行する。自己相関関
数Ｃ（τ）は、一般に と表される。
ｄを求める計算を例えば自己相関法によりハード的な
構成にデジタル高速演算器により実行する。自己相関関
数Ｃ（τ）は、一般に と表される。
Ｘ（ｔ）のパワースペクトルをＳ（ω）とすれば、Ｃ
（τ）とＳ（ω）との間には次のWiener-Khintckineの
公式の関係がある。
（τ）とＳ（ω）との間には次のWiener-Khintckineの
公式の関係がある。
この式をτについて１次微分すれば、 これから 自己相関法では、これらの式を平均周波数を周波数軸上
で一般化して書いた式 に代入することにより、平均周波数ｄを下記（５）式
により求める（特開昭58−1888433号参照）。
で一般化して書いた式 に代入することにより、平均周波数ｄを下記（５）式
により求める（特開昭58−1888433号参照）。
ｄ＝−ｊ（Ｃ′（０）/C（０）） ……（５） そして、出力波形Xa（ｔ）,Xb（ｔ）が第２図（ａ），
（ｂ）に示すように離散的な場合には、式（１），
（２）を離散的にサンプルした値として下記（１）′，
（２）式で表すことができる。ここで、ｎは式（１），
（２）におけるＪと同じく任意のデータ数（サンプル
数）を意味しているが、離散的な式であることの区別の
ためにｎを用いている。
（ｂ）に示すように離散的な場合には、式（１），
（２）を離散的にサンプルした値として下記（１）′，
（２）式で表すことができる。ここで、ｎは式（１），
（２）におけるＪと同じく任意のデータ数（サンプル
数）を意味しているが、離散的な式であることの区別の
ためにｎを用いている。
Xa＝（x1,x2,……,xn） ……（１）′ Xb＝（y1,y2,……,yn） ……（２）′ この場合には平均周波数ｄは下記（６）式で求めるこ
とができる。
とができる。
ここで（６）式の演算を実行する演算回路６の具体例を
第５図を参照して説明する。
第５図を参照して説明する。
同図に示す演算回路６は、まず第1,第２のメモリ10a,10
bでそれぞれ第1,第２のMTI5a,5bからの出力データのう
ち１レータ前のデータxi,yiをストアするとともに第1,
第２のスイツチ回路11,12によりデータの種類（xi,x
i+1,yi,yi+1）を選択して掛算器13で順次xi,xi+1,yi,yi
+1,yixi+1,xiyi+1の演算を行なう。これらの掛算された
各データの値は第３〜第６のメモリ14〜17にストアされ
た後、第１の加算器18でΣ（yixi+1−xiyi+1）の演算
が、加算器19でΣ（xixi+1＋yiyi+1）の演算がそれぞれ
行なわれる。そして、割算器20でΣ（yixi+1−xiyi+1）
／Σ（xixi+1＋yiyi+1）の演算が行なわれ、さらにROM
（リードオンリメモリ）21のtan-1のテーブルを用いて
前記（６）式の演算が実行されて平均周波数ｄが求め
られる。
bでそれぞれ第1,第２のMTI5a,5bからの出力データのう
ち１レータ前のデータxi,yiをストアするとともに第1,
第２のスイツチ回路11,12によりデータの種類（xi,x
i+1,yi,yi+1）を選択して掛算器13で順次xi,xi+1,yi,yi
+1,yixi+1,xiyi+1の演算を行なう。これらの掛算された
各データの値は第３〜第６のメモリ14〜17にストアされ
た後、第１の加算器18でΣ（yixi+1−xiyi+1）の演算
が、加算器19でΣ（xixi+1＋yiyi+1）の演算がそれぞれ
行なわれる。そして、割算器20でΣ（yixi+1−xiyi+1）
／Σ（xixi+1＋yiyi+1）の演算が行なわれ、さらにROM
（リードオンリメモリ）21のtan-1のテーブルを用いて
前記（６）式の演算が実行されて平均周波数ｄが求め
られる。
演算器６の演算結果は超音波断層像中の一転毎に出力さ
れる（実際には２次元データとして例えば128×64点出
力される）。
れる（実際には２次元データとして例えば128×64点出
力される）。
これらの出力データは図示されないDSC（デジタルスキ
ヤンコンバータ）装置の中でカラー変換された第１図に
示す超音波断層像に重ね合せて表示される。
ヤンコンバータ）装置の中でカラー変換された第１図に
示す超音波断層像に重ね合せて表示される。
上述した従来装置の場合、実際には例えば２次元で128
×64の平均速度ｄをリアルタイムで求めようとすれ
ば、１点当りのデータ数は例えば８個程度に限られてし
まう。このようにデータ数が少ないとフイルタの過度応
答特性のためクラツタが十分に抑圧されず真の血流の平
均速度を求めることができないという問題がある。
×64の平均速度ｄをリアルタイムで求めようとすれ
ば、１点当りのデータ数は例えば８個程度に限られてし
まう。このようにデータ数が少ないとフイルタの過度応
答特性のためクラツタが十分に抑圧されず真の血流の平
均速度を求めることができないという問題がある。
本発明は上記事情に鑑みてなされたものであり、超音波
ドプラ信号に含まれる低周波成分を除去して血流の真の
平均速度を高精度に求めることができる超音波診断装置
を提供することを目的とするものである。
ドプラ信号に含まれる低周波成分を除去して血流の真の
平均速度を高精度に求めることができる超音波診断装置
を提供することを目的とするものである。
上記目的を達成するための本発明の概要は、被検体に対
し超音波を送波しその反射エコーを受波して超音波断層
像を得る機能と、反射エコー成分xi,yiおよびドプラ偏
移周波数frを検出し被検体の血流の平均速度を自己相
関法（パルスペア法）を用いて演算する機能を有する超
音波診断装置において、前記反射エコー成分xi,yiの平
均値，を求めてこれらに対応する反射エコー成分x
i,yiとの間で減算を行なうクラツタ成分減算手段を備
え、平均速度を演算するようにしたことを特徴とする
ものである。
し超音波を送波しその反射エコーを受波して超音波断層
像を得る機能と、反射エコー成分xi,yiおよびドプラ偏
移周波数frを検出し被検体の血流の平均速度を自己相
関法（パルスペア法）を用いて演算する機能を有する超
音波診断装置において、前記反射エコー成分xi,yiの平
均値，を求めてこれらに対応する反射エコー成分x
i,yiとの間で減算を行なうクラツタ成分減算手段を備
え、平均速度を演算するようにしたことを特徴とする
ものである。
以下に本発明の実施例を第１図を参照して説明する。
尚、同図に示す実施例装置において第３図及び第５図に
示すものと同一の機能を有するものには同一の符号を付
しその詳細な説明は省略する。
尚、同図に示す実施例装置において第３図及び第５図に
示すものと同一の機能を有するものには同一の符号を付
しその詳細な説明は省略する。
第１図に示す装置が第３図に示す装置と相違する点は、
第1,第２のA/D変換器4a,4bと第1,第２のMTIフイルタ5a,
5bとの間に、それぞれ反射エコー成分xi,yiを基にこれ
らの平均値，を求めこれらの差xi−,yi−を演
算して出力する第1,第２のクラツタ成分減算手段、30a,
30bを備えたことである。
第1,第２のA/D変換器4a,4bと第1,第２のMTIフイルタ5a,
5bとの間に、それぞれ反射エコー成分xi,yiを基にこれ
らの平均値，を求めこれらの差xi−,yi−を演
算して出力する第1,第２のクラツタ成分減算手段、30a,
30bを備えたことである。
第1,第２のクラツタ成分減算手段30a,30bは、それぞれ
反射エコー成分xi,yiをデータ長分ストアする第7,第８
のメモリ31a,31bと、第7,第８のメモリ31a,31bの出力を
共に平均値 を算出するとともに差データxi−,yi−を求めてこ
れらの値を前記第7,第８のメモリ31a,31bに入れ直す第
1,第２の積和器32a,32bと有して構成されている。
反射エコー成分xi,yiをデータ長分ストアする第7,第８
のメモリ31a,31bと、第7,第８のメモリ31a,31bの出力を
共に平均値 を算出するとともに差データxi−,yi−を求めてこ
れらの値を前記第7,第８のメモリ31a,31bに入れ直す第
1,第２の積和器32a,32bと有して構成されている。
この第1,第２のクラツタ成分減算手段30a,30bにより求
められた差データxi−,yi−はそれぞれ第1,第２のM
TIフイルタ5a,5bに入力され以後第３図に示す従来装置
と同様な演算が実行される。このとき、演算回路６では
前記（６）式に代り下記（７）式が実行される。
められた差データxi−,yi−はそれぞれ第1,第２のM
TIフイルタ5a,5bに入力され以後第３図に示す従来装置
と同様な演算が実行される。このとき、演算回路６では
前記（６）式に代り下記（７）式が実行される。
この結果、xi−,yi−にて超音波ドプラ信号に含ま
れるクラッタ成分中の主なる直流分（DCオフセット分）
が除去された状態で平均周波数、さらには平均速度
の演算が行われることになる。
れるクラッタ成分中の主なる直流分（DCオフセット分）
が除去された状態で平均周波数、さらには平均速度
の演算が行われることになる。
前述したクラッタ成分中の直流成分以外は後段のMTIフ
ィルタで更に除去するのであるが、これにより、従来、
特にデータ数が少ない場合には（例えばｎ＝８）MTIフ
ィルタが十分にきかずDCオフセットが残ってしまい装置
のダイナミックレンズ（最大振幅／最小識別振幅）が足
りなくなってしまうという欠点があったのに対し、本実
施例によればDCオスセットを除き最大振幅を抑えること
ができるので、より小さな信号を検出することが可能と
なり、演算精度の向上を図ることができる。
ィルタで更に除去するのであるが、これにより、従来、
特にデータ数が少ない場合には（例えばｎ＝８）MTIフ
ィルタが十分にきかずDCオフセットが残ってしまい装置
のダイナミックレンズ（最大振幅／最小識別振幅）が足
りなくなってしまうという欠点があったのに対し、本実
施例によればDCオスセットを除き最大振幅を抑えること
ができるので、より小さな信号を検出することが可能と
なり、演算精度の向上を図ることができる。
次に本発明の実施例の他例について説明する。この場合
には前記（７）式の近似式を用いて平均速度を求めるも
のである。まず、その原理について説明する。
には前記（７）式の近似式を用いて平均速度を求めるも
のである。まず、その原理について説明する。
前記（７）式から、分子は、 また、分母は、 （８），（９）式から、 となり、この（10）式により平均速度ｄを近似的に求
めることができる。
めることができる。
上記原理を実現するための実施例装置を第２図を参照し
て説明する。尚、同図に示す装置において既述した第３
図に示すものと同一の機能を有するものに同一の符号を
付し、その詳細な説明は省略する。
て説明する。尚、同図に示す装置において既述した第３
図に示すものと同一の機能を有するものに同一の符号を
付し、その詳細な説明は省略する。
第２図に示す装置が第５図に示す装置と異なる点は、演
算回路６の内部に前記（10）式の分子，分母の各項を求
めかつ（10）式の分母の減算を実行するクラツタ成分減
算手段40を備えたことである。
算回路６の内部に前記（10）式の分子，分母の各項を求
めかつ（10）式の分母の減算を実行するクラツタ成分減
算手段40を備えたことである。
このクラツタ成分除去手段40は、反射エコー成分xi,xi
+1,yi,yi+1を基に を求め第１の積和器22と、 を求める第２の積和器23と、 を求める第３の積和器24と、演算すべきデータ数に基く
係数（ｎ−2/n）をストアしているメモリ25と、このメ
モリ25と前記第１の積和器22の出力とを掛算し を求める掛算26と、前記第３の積和器24の出力と掛算器
26の出力との間で の演算を行なう加算器27とを有して構成され、この加算
器27の出力と前記第２の積和器23の出力とが割算器20に
入力されて前記（10）式のtan-1の中の割算が実行され
るようになつている。
+1,yi,yi+1を基に を求め第１の積和器22と、 を求める第２の積和器23と、 を求める第３の積和器24と、演算すべきデータ数に基く
係数（ｎ−2/n）をストアしているメモリ25と、このメ
モリ25と前記第１の積和器22の出力とを掛算し を求める掛算26と、前記第３の積和器24の出力と掛算器
26の出力との間で の演算を行なう加算器27とを有して構成され、この加算
器27の出力と前記第２の積和器23の出力とが割算器20に
入力されて前記（10）式のtan-1の中の割算が実行され
るようになつている。
そして、割算器20の演算結果はROM21に入力され、ここ
で（10）式の演算が実行され平均周波数d,さらには平
均速度が求められる。
で（10）式の演算が実行され平均周波数d,さらには平
均速度が求められる。
このように本実施例装置では、前記（７）式に近似する
（10）式の演算が実行されることにより、等価的にクラ
ツタ成分が除去されて演算精度の高い平均速度を求め
ることが可能となる。
（10）式の演算が実行されることにより、等価的にクラ
ツタ成分が除去されて演算精度の高い平均速度を求め
ることが可能となる。
尚、前記（７）式及び（10）式から平均速度を求める
演算は下記（11）式により行なわれる。
演算は下記（11）式により行なわれる。
但し、foは超音波中心周波数、Ｃは音速である。
本発明は上述した実施例に限定されるものではなくその
要旨の範囲内で種々の変形が可能であることはいうまで
もない。
要旨の範囲内で種々の変形が可能であることはいうまで
もない。
以上詳述した本発明によれば、被検体の心臓の壁等によ
る低周波成分を除去して血流の平均速度を求めることが
でき、演算精度の高い血流情報を得ることができる超音
波診断装置を提供することができる。
る低周波成分を除去して血流の平均速度を求めることが
でき、演算精度の高い血流情報を得ることができる超音
波診断装置を提供することができる。
第１図は本発明の実施例装置の構成を示すブロツク図、
第２図は別の実施例装置の構成を示すブロツク図、第３
図は従来装置の構成を示すブロツク図、第４図（ａ），
（ｂ）はそれぞれ第３図に示す装置における第1,第２の
A/D変換器の出力を示す波形図、第５図は第３図に示す
装置の演算回路の構成を示すブロツク図である。 １……超音波プローブ、２……セクタ電子走査型超音波
診断装置、30a,30b,40……クラツタ成分減算手段。
第２図は別の実施例装置の構成を示すブロツク図、第３
図は従来装置の構成を示すブロツク図、第４図（ａ），
（ｂ）はそれぞれ第３図に示す装置における第1,第２の
A/D変換器の出力を示す波形図、第５図は第３図に示す
装置の演算回路の構成を示すブロツク図である。 １……超音波プローブ、２……セクタ電子走査型超音波
診断装置、30a,30b,40……クラツタ成分減算手段。
Claims (1)
- 【請求項１】被検体に対し超音波を送波しその反射エコ
ーを受波して超音波断層像を得る機能と、90゜位相を異
ならせた反射エコー成分に基づき前記被検体の血流の平
均速度を自己相関法を用いて演算する機能を有する超音
波診断装置において、 前記反射エコー成分の平均値を求めてこれらに対応する
反射エコー成分との間で減算を行うクラッタ成分減算回
路と、 前記クラッタ成分減算手段からの出力信号の低周波成分
を除去するMTIフィルタと、 前記MTIフィルタの出力信号に基づき自己相関法にて前
記被検体の血流の平均速度を演算して求める自己相関演
算回路とを備えたことを特徴とする超音波診断装置。
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| JP60090923A JPH0693890B2 (ja) | 1985-04-30 | 1985-04-30 | 超音波診断装置 |
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