JP2003052694A - Ultrasonograph - Google Patents
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Abstract
Description
【0001】[0001]
【発明の属する技術分野】本発明は、超音波撮像方法お
よび装置に関し、特に、超音波エコー(echo)のド
ップラシフト(Doppler shift)を利用し
て、被検体内におけるエコー源の移動速度の拍動強度を
表す画像を撮像する超音波撮像方法および装置に関す
る。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to an ultrasonic imaging method and apparatus, and more particularly, to a pulse of a moving velocity of an echo source in a subject by utilizing a Doppler shift of an ultrasonic echo (echo). The present invention relates to an ultrasonic imaging method and apparatus for imaging an image showing dynamic intensity.
【0002】[0002]
【従来の技術】超音波撮像では、超音波エコーのドップ
ラシフトを利用して血流像を撮像することが行われる。
血流像は血流速度の2次元分布を示すCFM(colo
r flow mapping)画像または血流の所在
を示すパワードップラ(power Doppler)
画像として表示される。関心領域(ROI:regio
n of interest)における血流像に基づい
て、例えば腫瘍診断等が行われる。血流像に基づいて腫
瘍診断等を行う場合は、その部分の血流が動脈性である
か静脈性であるかが診断上の重要な手がかりとなる。2. Description of the Related Art In ultrasonic imaging, a blood flow image is taken by utilizing the Doppler shift of ultrasonic echo.
The blood flow image shows CFM (col
r flow mapping image or power Doppler showing the location of blood flow
It is displayed as an image. Region of interest (ROI)
For example, a tumor diagnosis or the like is performed based on the blood flow image in the “n of interest”. When performing a tumor diagnosis or the like based on a blood flow image, whether the blood flow in that portion is arterial or venous is an important clue for diagnosis.
【0003】[0003]
【発明が解決しようとする課題】上記のようなCFM像
やパワードップラ像では血流の拍動性を検出できないの
で、動脈性か静脈性かを判断するのは困難であるという
問題があった。このため、拍動性を調べるには、例えば
ポイントドップラ(point Doppler)法等
により、あらためて注目点のドップラ信号を採取し、そ
のスペクトラム(spectrum)を観察するかある
いはドップラ音を聴くようにしなければならないという
問題があった。However, since the pulsatility of the blood flow cannot be detected in the CFM image or power Doppler image as described above, it is difficult to determine whether it is arterial or venous. . For this reason, in order to investigate the pulsatility, it is necessary to collect the Doppler signal of the point of interest again by the point Doppler method or the like, and observe the spectrum (spectrum) or listen to the Doppler sound. There was a problem of not becoming.
【0004】本発明は上記の問題点を解決するためにな
されたもので、その目的は、エコー源の移動速度の拍動
強度を表す画像を撮像する超音波撮像方法および装置を
実現することである。The present invention has been made to solve the above problems, and an object thereof is to realize an ultrasonic imaging method and apparatus for imaging an image showing the pulsation intensity of the moving speed of an echo source. is there.
【0005】[0005]
【課題を解決するための手段】(1)上記の課題を解決
する第1の発明は、撮像範囲を超音波で繰り返し走査し
てエコーを受信し、前記受信したエコーのドップラシフ
トに基づきエコー源の移動速度を検出し、前記移動速度
の現在の時相における値および過去の時相における値を
用いた演算により前記移動速度の拍動の強度を検出し、
前記検出した拍動の強度を表す画像を生成する、ことを
特徴とする超音波撮像方法である。(1) A first invention for solving the above-mentioned problems is to repeatedly scan an imaging range with ultrasonic waves to receive echoes, and based on the Doppler shift of the received echoes, an echo source. Of the moving speed of the moving speed is detected, and the intensity of the pulsation of the moving speed is detected by a calculation using the value of the moving speed in the current time phase and the value in the past time phase,
The ultrasonic imaging method is characterized in that an image representing the intensity of the detected pulsation is generated.
【0006】第1の発明において、前記移動速度の現在
の時相における値と過去の時相における値との差分値を
用いて前記演算を行うことが、拍動強度を適切に検出す
る点で好ましい。In the first aspect of the present invention, the calculation is performed using the difference value between the value of the moving speed at the present time phase and the value at the past time phase, in that the pulsation intensity is appropriately detected. preferable.
【0007】また、第1の発明において、前記移動速度
の現在の時相における値と過去の時相における値との平
均値を用いて前記演算を行うことが、拍動強度を適切に
検出する点で好ましい。Further, in the first invention, the calculation is performed by using an average value of the values of the moving speed in the present time phase and values in the past time phase, so that the pulsation intensity is appropriately detected. It is preferable in terms.
【0008】(2)上記の課題を解決する第2の発明
は、撮像範囲を超音波で繰り返し走査してエコーを受信
し、前記受信したエコーのドップラシフトに基づきエコ
ー源の移動速度を検出し、前記移動速度の現在の時相に
おける値および過去の時相から現在の時相までの平均値
を用いた演算により前記移動速度の拍動の強度を検出
し、前記検出した拍動の強度を表す画像を生成する、こ
とを特徴とする超音波撮像方法である。(2) A second invention for solving the above-mentioned problems is to repeatedly scan an imaging range with ultrasonic waves to receive an echo, and detect the moving speed of the echo source based on the Doppler shift of the received echo. Detecting the intensity of the pulsation of the moving speed by calculation using the value of the moving speed in the current time phase and the average value from the past time phase to the current time phase, An ultrasonic imaging method is characterized in that a representative image is generated.
【0009】第1の発明または第2の発明において、前
記移動速度の分散を検出し、前記検出した分散値を用い
て前記演算を行うことが拍動強度を適切に検出する点で
好ましい。In the first invention or the second invention, it is preferable that the dispersion of the moving speed is detected and the calculation is performed using the detected dispersion value in order to properly detect the pulsation intensity.
【0010】また、第1の発明または第2の発明におい
て、心臓の拍動周期中の特定の時期における前記演算の
結果を出力することが、拍動強度を適切に検出する点で
好ましい。In the first invention or the second invention, outputting the result of the calculation at a specific time in the pulsation cycle of the heart is preferable from the viewpoint of appropriately detecting the pulsation intensity.
【0011】また、第1の発明または第2の発明におい
て、撮像対象の心電信号を検出し、前記心電信号に基づ
いて前記特定の時期を定めることが、拍動強度を適切に
検出する点で好ましい。Further, in the first invention or the second invention, detecting the electrocardiographic signal of the object to be imaged and determining the specific time based on the electrocardiographic signal appropriately detects the pulsation intensity. It is preferable in terms.
【0012】また、第1の発明または第2の発明におい
て、前記移動速度につき心臓の拍動周期を通した速度平
均値を求め、前記移動速度の現在の時相における値と過
去の時相における値との差分値を求め、前記速度平均値
および前記差分値を用いた演算により前記移動速度の拍
動の強度を検出することが、拍動強度を適切に検出する
点で好ましい。Further, in the first invention or the second invention, the velocity average value of the moving velocity through the pulsation cycle of the heart is calculated, and the moving velocity in the present time phase and in the past time phase are calculated. It is preferable from the viewpoint of appropriately detecting the pulsation intensity that the difference between the pulsation intensity and the moving speed average value and the difference value is calculated and the pulsation intensity is detected.
【0013】また、第1の発明または第2の発明におい
て、前記移動速度につき心臓の拍動周期を通した速度平
均値を求め、前記移動速度の現在の時相における値と過
去の時相における値との差分値を求め、前記差分値につ
き心臓の拍動周期を通した差分平均値を求め、前記速度
平均値および前記差分平均値を用いた演算により前記移
動速度の拍動の強度を検出することが、拍動強度を適切
に検出する点で好ましい。Further, in the first invention or the second invention, the velocity average value of the moving velocity through the pulsation cycle of the heart is obtained, and the moving velocity in the present time phase and in the past time phase are calculated. The difference value with the value is obtained, the difference average value is obtained through the heart beat cycle for the difference value, and the beat intensity of the moving speed is detected by calculation using the velocity average value and the difference average value. Is preferable in that the pulsation intensity is appropriately detected.
【0014】また、第1の発明または第2の発明におい
て、前記移動速度の分散を検出し、前記検出した分散に
つき心臓の拍動周期を通した分散平均値を求め、前記分
散平均値を用いて前記演算を行うことが、拍動強度を適
切に検出する点で好ましい。Further, in the first invention or the second invention, the variance of the moving velocity is detected, a variance average value through the pulsation cycle of the heart is obtained for the detected variance, and the variance average value is used. It is preferable to perform the above calculation by appropriately detecting the pulsation intensity.
【0015】また、第1の発明または第2の発明におい
て、前記移動速度につき心臓の拍動周期を通した速度最
大値を求め、前記移動速度の現在の時相における値と過
去の時相における値との差分値を求め、前記速度最大値
および前記差分値を用いた演算により前記移動速度の拍
動の強度を検出することが、拍動強度を適切に検出する
点で好ましい。Further, in the first invention or the second invention, a maximum velocity value is obtained for the moving velocity through the pulsation cycle of the heart, and the moving velocity at the present time phase and the past time phase are obtained. It is preferable from the viewpoint of appropriately detecting the pulsation intensity that the difference between the pulsation intensity and the moving speed maximum value and the difference value is obtained and the pulsation intensity of the moving speed is detected.
【0016】また、第1の発明または第2の発明におい
て、前記移動速度につき心臓の拍動周期を通した速度最
大値を求め、前記移動速度の現在の時相における値と過
去の時相における値との差分値を求め、前記差分値につ
き心臓の拍動周期を通した差分最大値を求め、前記速度
最大値および前記差分最大値を用いた演算により前記移
動速度の拍動の強度を検出することが、拍動強度を適切
に検出する点で好ましい。In the first invention or the second invention, a maximum velocity value through the pulsation cycle of the heart is calculated for the moving velocity, and the moving velocity at the present time phase and the past time phase are obtained. A difference value with a value is obtained, a difference maximum value is obtained for the difference value through a heart beat cycle, and the intensity of the pulsation of the moving speed is detected by calculation using the velocity maximum value and the difference maximum value. Is preferable in that the pulsation intensity is appropriately detected.
【0017】また、第1の発明または第2の発明におい
て、前記移動速度の分散を検出し、前記分散につき心臓
の拍動周期を通した分散最大値を求め、前記分散最大値
を用いて前記演算を行うことが、拍動強度を適切に検出
する点で好ましい。Further, in the first invention or the second invention, the dispersion of the moving speed is detected, the dispersion maximum value through the pulsation cycle of the heart is obtained for the dispersion, and the dispersion maximum value is used to calculate the dispersion maximum value. It is preferable to perform the calculation in terms of appropriately detecting the pulsation intensity.
【0018】また、第1の発明または第2の発明におい
て、撮像対象の心電信号を検出し、前記心電信号に基づ
いて前記拍動周期を求めることが、拍動強度を適切に検
出する点で好ましい。Further, in the first invention or the second invention, the electrocardiographic signal of the object to be imaged is detected, and the pulsation cycle is obtained based on the electrocardiographic signal, whereby the pulsation intensity is appropriately detected. It is preferable in terms.
【0019】また、第1の発明または第2の発明におい
て、前記ドップラシフトの周期的変化に基づいて前記拍
動周期を求めることが、拍動強度を適切に検出する点で
好ましい。Further, in the first invention or the second invention, it is preferable to obtain the pulsation period based on the periodic change of the Doppler shift, in order to appropriately detect the pulsation intensity.
【0020】また、第1の発明または第2の発明におい
て、拍動の強度の周期的変化に基づいて前記拍動周期を
求めることが、拍動強度を適切に検出する点で好まし
い。また、第1の発明または第2の発明において、過去
の時相における出力信号を用いて前記演算を行うこと
が、拍動強度を適切に検出する点で好ましい。In the first invention or the second invention, it is preferable to obtain the pulsation intensity properly by obtaining the pulsation period based on the periodic change of the pulsation intensity. Further, in the first invention or the second invention, it is preferable to perform the above-mentioned calculation by using an output signal in a past time phase, in order to appropriately detect the pulsation intensity.
【0021】また、第1の発明または第2の発明におい
て、前記拍動の強度の瞬時値に基づいて画像を生成する
ことが、拍動強度を適切に表示する点で好ましい。ま
た、第1の発明または第2の発明において、前記拍動の
強度の時間的平均値に基づいて画像を生成することが、
拍動強度を適切に表示する点で好ましい。In the first invention or the second invention, it is preferable to generate an image based on the instantaneous value of the pulsation intensity in order to properly display the pulsation intensity. Moreover, in the first invention or the second invention, generating an image based on a temporal average value of the intensity of the pulsation,
This is preferable in that the pulsation intensity is properly displayed.
【0022】また、第1の発明または第2の発明におい
て、前記拍動の強度のピークホールド値に基づいて画像
を生成することが、拍動強度を適切に表示する点で好ま
しい。In the first invention or the second invention, it is preferable to generate an image based on the peak hold value of the pulsation intensity in order to properly display the pulsation intensity.
【0023】また、第1の発明または第2の発明におい
て、前記受信したエコーに基づいてBモード画像を生成
し、前記Bモード画像と前記拍動の強度を示す画像とを
重ね合わせて表示することが、拍動強度を適切に表示す
る点で好ましい。Further, in the first invention or the second invention, a B-mode image is generated based on the received echo, and the B-mode image and the image showing the intensity of the pulsation are superimposed and displayed. Is preferable in that the pulsation intensity is appropriately displayed.
【0024】また、第1の発明または第2の発明におい
て、前記移動速度を表す画像を生成し、前記速度画像と
前記拍動の強度を示す画像とを重ね合わせて表示するこ
とが、拍動強度を適切に表示する点で好ましい。In the first invention or the second invention, generating the image showing the moving speed and displaying the speed image and the image showing the intensity of the beat in an overlapping manner are It is preferable in that the strength is properly displayed.
【0025】また、第1の発明または第2の発明におい
て、前記ドップラシフト信号のパワーを表すパワードッ
プラ画像を生成し、前記パワードップラ画像と前記拍動
の強度を示す画像とを重ね合わせて表示することが、拍
動強度を適切に表示する点で好ましい。Further, in the first invention or the second invention, a power Doppler image representing the power of the Doppler shift signal is generated, and the power Doppler image and the image showing the intensity of the beat are displayed in an overlapping manner. It is preferable to properly display the pulsation intensity.
【0026】また、第1の発明または第2の発明におい
て、前記画像を3次元像として表示することが、拍動強
度を適切に表示する点で好ましい。
(3)上記の課題を解決する第3の発明は、撮像範囲を
超音波で繰り返し走査してエコーを受信する超音波送受
信手段と、前記受信したエコーのドップラシフトに基づ
きエコー源の移動速度を検出する速度検出手段と、前記
移動速度の現在の時相における値および過去の時相にお
ける値を用いた演算により前記移動速度の拍動の強度を
検出する拍動検出手段と、前記検出した拍動の強度を表
す画像を生成する画像生成手段と、を具備することを特
徴とする超音波撮像装置である。In the first invention or the second invention, it is preferable to display the image as a three-dimensional image in terms of properly displaying the pulsation intensity. (3) A third invention for solving the above-mentioned problems, an ultrasonic wave transmitting / receiving means for repeatedly scanning an imaging range with ultrasonic waves to receive an echo, and a moving speed of an echo source based on the Doppler shift of the received echo. A speed detecting means for detecting, a pulsation detecting means for detecting the intensity of the pulsation of the moving speed by a calculation using the value of the moving speed at the present time phase and the value at the past time phase; and the detected beat. An ultrasonic imaging apparatus, comprising: an image generating unit that generates an image representing the intensity of motion.
【0027】(4)上記の課題を解決する第4の発明
は、前記拍動検出手段は、前記移動速度の現在の時相に
おける値と過去の時相における値との差分値を用いて前
記演算を行う、ことを特徴とする(3)に記載の超音波
撮像装置である。(4) In the fourth invention for solving the above-mentioned problems, the pulsation detecting means uses the difference value between the value of the moving speed in the present time phase and the value in the past time phase, The ultrasonic imaging apparatus described in (3) is characterized in that calculation is performed.
【0028】(5)上記の課題を解決する第5の発明
は、前記拍動検出手段は、前記移動速度の現在の時相に
おける値と過去の時相における値との平均値を用いて前
記演算を行う、ことを特徴とする(3)または(4)に
記載の超音波撮像装置である。(5) In the fifth invention for solving the above-mentioned problems, the pulsation detecting means uses the average value of the values of the moving speed at the current time phase and the past time phase to calculate the moving speed. The ultrasonic imaging apparatus according to (3) or (4) is characterized in that calculation is performed.
【0029】(6)上記の課題を解決する第6の発明
は、撮像範囲を超音波で繰り返し走査してエコーを受信
する超音波送受信手段と、前記受信したエコーのドップ
ラシフトに基づきエコー源の移動速度を検出する速度検
出手段と、前記移動速度の現在の時相における値および
過去の時相から現在の時相までの平均値を用いた演算に
より前記移動速度の拍動の強度を検出する拍動検出手段
と、前記検出した拍動の強度を表す画像を生成する画像
生成手段と、を具備することを特徴とする超音波撮像装
置である。(6) A sixth invention for solving the above-mentioned problems is an ultrasonic wave transmitting / receiving means for repeatedly scanning an imaging range with ultrasonic waves to receive an echo, and an echo source of an echo source based on the Doppler shift of the received echo. A velocity detecting means for detecting the moving velocity, and a beat intensity of the moving velocity are detected by a calculation using a value of the moving velocity at the present time phase and an average value from the past time phase to the current time phase. An ultrasonic imaging apparatus comprising: a pulsation detecting means; and an image generating means for generating an image representing the detected strength of the pulsation.
【0030】(7)上記の課題を解決する第7の発明
は、前記移動速度の分散を検出する分散検出手段を備え
るとともに、前記拍動検出手段は、前記分散検出手段が
検出した分散値を用いて前記演算を行う、ことを特徴と
する(3)ないし(6)のうちのいずれか1つに記載の
超音波撮像装置である。(7) A seventh invention for solving the above-mentioned problems is provided with a dispersion detecting means for detecting the dispersion of the moving speed, and the pulsation detecting means uses the dispersion value detected by the dispersion detecting means. The ultrasonic imaging apparatus according to any one of (3) to (6), wherein the calculation is performed using the ultrasonic imaging apparatus.
【0031】(8)上記の課題を解決する第8の発明
は、前記拍動検出手段は、心臓の拍動周期中の特定の時
期における前記演算の結果を出力する、ことを特徴とす
る(3)ないし(7)のうちのいずれか1つに記載の超
音波撮像装置である。(8) The eighth invention for solving the above-mentioned problems is characterized in that the pulsation detecting means outputs the result of the calculation at a specific time in the pulsation cycle of the heart ( The ultrasonic imaging apparatus according to any one of 3) to (7).
【0032】(9)上記の課題を解決する第9の発明
は、撮像対象の心電信号を検出する心電信号検出手段を
備えるとともに、前記拍動検出手段は、前記心電信号に
基づいて前記特定の時期を定める、ことを特徴とする
(8)に記載の超音波撮像装置である。(9) A ninth invention for solving the above-mentioned problems is provided with an electrocardiographic signal detecting means for detecting an electrocardiographic signal of an object to be imaged, and the pulsation detecting means is based on the electrocardiographic signal. The ultrasonic imaging apparatus described in (8) is characterized in that the specific time is determined.
【0033】(10)上記の課題を解決する第10の発
明は、撮像範囲を超音波で繰り返し走査してエコーを受
信する超音波送受信手段と、前記受信したエコーのドッ
プラシフトに基づきエコー源の移動速度を検出する速度
検出手段と、前記移動速度につき心臓の拍動周期を通し
た速度平均値を求める速度平均手段と、前記移動速度の
現在の時相における値と過去の時相における値との差分
値を求める差分手段と、前記速度平均値および前記差分
値を用いた演算により前記移動速度の拍動の強度を検出
する拍動検出手段と、前記検出した拍動の強度を表す画
像を生成する画像生成手段と、を具備することを特徴と
する超音波撮像装置である。(10) A tenth invention for solving the above-mentioned problems is an ultrasonic wave transmitting / receiving means for repeatedly scanning an imaging range with ultrasonic waves to receive an echo, and an echo source of an echo source based on the Doppler shift of the received echo. A speed detecting means for detecting a moving speed, a speed averaging means for obtaining a speed average value of the moving speed through a heart beat cycle, a value of the moving speed at a current time phase and a value at a past time phase. A difference means for obtaining a difference value of, a pulsation detecting means for detecting a pulsation intensity of the moving speed by an operation using the velocity average value and the difference value, and an image representing the detected pulsation intensity. And an image generating unit that generates the ultrasonic image.
【0034】(11)上記の課題を解決する第11の発
明は、撮像範囲を超音波で繰り返し走査してエコーを受
信する超音波送受信手段と、前記受信したエコーのドッ
プラシフトに基づきエコー源の移動速度を検出する速度
検出手段と、前記移動速度につき心臓の拍動周期を通し
た速度平均値を求める速度平均手段と、前記移動速度の
現在の時相における値と過去の時相における値との差分
値を求める差分手段と、前記差分値につき心臓の拍動周
期を通した差分平均値を求める差分平均手段と、前記速
度平均値および前記差分平均値を用いた演算により前記
移動速度の拍動の強度を検出する拍動検出手段と、前記
検出した拍動の強度を表す画像を生成する画像生成手段
と、を具備することを特徴とする超音波撮像装置であ
る。(11) An eleventh invention for solving the above-mentioned problems is an ultrasonic wave transmitting / receiving means for repeatedly scanning an imaging range with ultrasonic waves to receive an echo, and an echo source of an echo source based on the Doppler shift of the received echo. A speed detecting means for detecting a moving speed, a speed averaging means for obtaining a speed average value of the moving speed through a heart beat cycle, a value of the moving speed at a current time phase and a value at a past time phase. Difference means for obtaining a difference value of the moving speed, a difference averaging means for obtaining a difference average value for the difference value through a heart beat cycle, and a velocity average value and a beat of the moving velocity by calculation using the difference average value. An ultrasonic imaging apparatus comprising: a pulsation detection unit that detects the intensity of a motion; and an image generation unit that generates an image representing the detected intensity of the pulsation.
【0035】(12)上記の課題を解決する第12の発
明は、前記移動速度の分散を検出する分散検出手段と、
前記分散につき心臓の拍動周期を通した分散平均値を求
める分散平均手段と、を備えるとともに、前記拍動検出
手段は、前記分散平均値を用いて前記演算を行う、こと
を特徴とする(10)または(11)に記載の超音波撮
像装置である。(12) A twelfth invention for solving the above-mentioned problems comprises a dispersion detecting means for detecting the dispersion of the moving speed,
And a variance averaging unit that obtains a variance average value through the pulsation cycle of the heart for the variance, and the pulsation detection unit performs the calculation using the variance average value ( It is an ultrasonic imaging device as described in 10) or (11).
【0036】(13)上記の課題を解決する第13の発
明は、前記拍動検出手段は、前記移動速度の現在の時相
における値を用いて前記演算を行う、ことを特徴とする
(10)ないし(12)のうちのいずれか1つに記載の
超音波撮像装置である。(13) A thirteenth invention for solving the above-mentioned problems is characterized in that the pulsation detecting means performs the calculation by using a value of the moving speed in a current time phase (10). ) To (12), the ultrasonic imaging device according to any one of the above.
【0037】(14)上記の課題を解決する第14の発
明は、前記拍動検出手段は、前記差分値の現在の時相に
おける値を用いて前記演算を行う、ことを特徴とする
(11)ないし(13)のうちのいずれか1つに記載の
超音波撮像装置である。(14) A fourteenth invention for solving the above-mentioned problems is characterized in that the pulsation detecting means performs the calculation by using a value of the difference value in a current time phase. ) To (13), the ultrasonic imaging device described in any one of.
【0038】(15)上記の課題を解決する第15の発
明は、前記拍動検出手段は、前記分散値の現在の時相に
おける値を用いて前記演算を行う、ことを特徴とする
(12)ないし(14)のうちのうちのいずれか1つに
記載の超音波撮像装置である。(15) A fifteenth invention for solving the above-mentioned problems is characterized in that the pulsation detecting means carries out the calculation by using a value of the dispersion value in the current time phase. The ultrasonic imaging device according to any one of (1) to (14).
【0039】(16)上記の課題を解決する第16の発
明は、撮像範囲を超音波で繰り返し走査してエコーを受
信する超音波送受信手段と、前記受信したエコーのドッ
プラシフトに基づきエコー源の移動速度を検出する速度
検出手段と、前記移動速度につき心臓の拍動周期を通し
た速度最大値を求める最大速度検出手段と、前記移動速
度の現在の時相における値と過去の時相における値との
差分値を求める差分手段と、前記速度最大値および前記
差分値を用いた演算により前記移動速度の拍動の強度を
検出する拍動検出手段と、前記検出した拍動の強度を表
す画像を生成する画像生成手段と、を具備することを特
徴とする超音波撮像装置である。(16) According to a sixteenth invention for solving the above-mentioned problems, an ultrasonic wave transmitting / receiving means for repeatedly scanning an imaging range with ultrasonic waves to receive an echo, and an echo source of an echo source based on the Doppler shift of the received echo. A speed detecting means for detecting the moving speed, a maximum speed detecting means for obtaining the maximum speed value of the moving speed through the pulsation cycle of the heart, a value of the moving speed at the present time phase and a value at the past time phase A difference means for obtaining a difference value between the moving speed, a pulsation detecting means for detecting the pulsation intensity of the moving speed by an operation using the velocity maximum value and the difference value, and an image representing the detected pulsation intensity And an image generating unit that generates the.
【0040】(17)上記の課題を解決する第17の発
明は、撮像範囲を超音波で繰り返し走査してエコーを受
信する超音波送受信手段と、前記受信したエコーのドッ
プラシフトに基づきエコー源の移動速度を検出する速度
検出手段と、前記移動速度につき心臓の拍動周期を通し
た速度最大値を求める最大速度検出手段と、前記移動速
度の現在の時相における値と過去の時相における値との
差分値を求める差分手段と、前記差分値につき心臓の拍
動周期を通した差分最大値を求める最大差分検出手段
と、前記速度最大値および前記差分最大値を用いた演算
により前記移動速度の拍動の強度を検出する拍動検出手
段と、前記検出した拍動の強度を表す画像を生成する画
像生成手段と、を具備することを特徴とする超音波撮像
装置である。(17) According to a seventeenth invention for solving the above-mentioned problems, an ultrasonic wave transmitting / receiving means for repeatedly scanning an imaging range with ultrasonic waves to receive an echo, and an echo source of an echo source based on the Doppler shift of the received echo. A speed detecting means for detecting the moving speed, a maximum speed detecting means for obtaining the maximum speed value of the moving speed through the pulsation cycle of the heart, a value of the moving speed at the present time phase and a value at the past time phase A difference means for obtaining a difference value between the moving speed and a maximum difference detecting means for obtaining a maximum difference value for the difference value through a heart beat cycle, and the moving speed by a calculation using the maximum speed value and the maximum difference value. An ultrasonic imaging apparatus comprising: a pulsation detection unit that detects the pulsation intensity of 1. and an image generation unit that generates an image representing the detected pulsation intensity.
【0041】(18)上記の課題を解決する第18の発
明は、前記移動速度の分散を検出する分散検出手段およ
び前記分散につき心臓の拍動周期を通した分散最大値を
求める最大分散検出手段を備えるとともに、前記拍動検
出手段は、前記分散最大値を用いて前記演算を行う、こ
とを特徴とする(16)または(17)に記載の超音波
撮像装置である。(18) The eighteenth invention for solving the above-mentioned problems is a dispersion detecting means for detecting the dispersion of the moving speed, and a maximum dispersion detecting means for obtaining the maximum dispersion value of the dispersion through the pulsation cycle of the heart. And the pulsation detecting means performs the calculation using the maximum dispersion value. The ultrasonic imaging apparatus according to (16) or (17) is characterized in that.
【0042】(19)上記の課題を解決する第19の発
明は、前記拍動検出手段は、前記移動速度の現在の時相
における値を用いて前記演算を行う、ことを特徴とする
(16)ないし(18)のうちのいずれか1つに記載の
超音波撮像装置である。(19) The nineteenth invention for solving the above-mentioned problems is characterized in that the pulsation detecting means carries out the calculation by using a value of the moving speed in a current time phase (16). ) To (18), the ultrasonic imaging device according to any one of the above.
【0043】(20)上記の課題を解決する第20の発
明は、前記拍動検出手段は、前記差分値の現在の時相に
おける値を用いて前記演算を行う、ことを特徴とする
(17)ないし(19)のうちのいずれか1つに記載の
超音波撮像装置である。(20) A twentieth invention for solving the above-mentioned problems is characterized in that the pulsation detecting means carries out the calculation by using a value of the difference value in a current time phase (17). ) To (19), the ultrasonic imaging apparatus described in any one of
【0044】(21)上記の課題を解決する第21の発
明は、前記拍動検出手段は、前記分散値の現在の時相に
おける値を用いて前記演算を行う、ことを特徴とする
(18)ないし(20)のうちのうちのいずれか1つに
記載の超音波撮像装置である。(21) The twenty-first invention for solving the above-mentioned problems is characterized in that the pulsation detecting means carries out the calculation by using a value of the dispersion value in a current time phase (18). ) To (20). The ultrasonic imaging device according to any one of the above.
【0045】(22)上記の課題を解決する第22の発
明は、撮像対象の心電信号を検出する心電信号検出手段
を備えるとともに、前記拍動検出手段は、前記心電信号
に基づいて前記拍動周期を求める、ことを特徴とする
(10)ないし(21)のうちのうちのいずれか1つに
記載の超音波撮像装置である。(22) A twenty-second invention for solving the above-mentioned problems is provided with an electrocardiographic signal detecting means for detecting an electrocardiographic signal of an object to be imaged, and the pulsation detecting means is based on the electrocardiographic signal. The ultrasonic imaging apparatus according to any one of (10) to (21), wherein the pulsation cycle is obtained.
【0046】(23)上記の課題を解決する第23の発
明は、前記拍動検出手段は、前記ドップラシフトの周期
的変化に基づいて前記拍動周期を求める、ことを特徴と
する、(10)ないし(21)のうちのうちのいずれか
1つに記載の超音波撮像装置である。(23) The twenty-third invention for solving the above-mentioned problems is characterized in that the pulsation detecting means obtains the pulsation cycle based on a periodic change of the Doppler shift. ) To (21), the ultrasonic imaging device described in any one of.
【0047】(24)上記の課題を解決する第24の発
明は、前記拍動検出手段は、自らが検出した拍動の強度
の周期的変化に基づいて前記拍動周期を求める、ことを
特徴とする(10)ないし(21)のうちのうちのいず
れか1つに記載の超音波撮像装置である。(24) A twenty-fourth invention for solving the above-mentioned problems is characterized in that the pulsation detecting means obtains the pulsation cycle based on a periodical change in the strength of the pulsation detected by itself. The ultrasonic imaging apparatus according to any one of (10) to (21).
【0048】(25)上記の課題を解決する第25の発
明は、前記拍動検出手段は、自らが出力した過去の時相
における出力信号を用いて前記演算を行う、ことを特徴
とする(3)ないし(24)のうちのいずれか1つに記
載の超音波撮像装置である。(25) The twenty-fifth invention for solving the above-mentioned problems is characterized in that the pulsation detecting means carries out the calculation by using an output signal in the past time phase output by itself. The ultrasonic imaging apparatus according to any one of 3) to (24).
【0049】(26)上記の課題を解決する第26の発
明は、前記画像生成手段は、前記拍動の強度の瞬時値に
基づいて画像を生成する、ことを特徴とする(3)ない
し(25)のうちのいずれか1つに記載の超音波撮像装
置である。(26) The twenty-sixth invention for solving the above-mentioned problems is characterized in that the image generating means generates an image based on the instantaneous value of the intensity of the pulsation. 25) The ultrasonic imaging device according to any one of 25).
【0050】(27)上記の課題を解決する第27の発
明は、前記画像生成手段は、前記拍動の強度の時間的平
均値に基づいて画像を生成する、ことを特徴とする
(3)ないし(25)のうちのいずれか1つに記載の超
音波撮像装置である。(27) The twenty-seventh invention for solving the above-mentioned problems is characterized in that the image generating means generates an image based on a temporal average value of the intensity of the pulsation (3). The ultrasonic imaging apparatus according to any one of (1) to (25).
【0051】(28)上記の課題を解決する第28の発
明は、前記画像生成手段は、前記拍動の強度のピークホ
ールド値に基づいて画像を生成する、ことを特徴とする
(3)ないし(25)のうちのいずれか1つに記載の超
音波撮像装置である。(28) The twenty-eighth invention for solving the above-mentioned problems is characterized in that the image generating means generates an image based on the peak hold value of the intensity of the pulsation (3) to (3). (25) The ultrasonic imaging device according to any one of (25).
【0052】(29)上記の課題を解決する第29の発
明は、前記拍動の強度を示す画像を3次元像として表示
する表示手段、を具備することを特徴とする(3)ない
し(28)のうちのいずれか1つに記載の超音波撮像装
置である。(29) A twenty-ninth invention for solving the above-mentioned problems is characterized by comprising display means for displaying the image showing the intensity of the pulsation as a three-dimensional image. The ultrasonic imaging device according to any one of 1).
【0053】(30)上記の課題を解決する第30の発
明は、前記受信したエコーに基づいてBモード画像を生
成するBモード画像生成手段と、前記Bモード画像と前
記拍動の強度を示す画像とを重ね合わせて表示する表示
手段と、を具備することを特徴とする(3)ないし(2
8)のうちのいずれか1つに記載の超音波撮像装置であ
る。(30) A thirtieth invention for solving the above-mentioned problems shows a B-mode image generating means for generating a B-mode image based on the received echo, and the B-mode image and the intensity of the pulsation. (3) to (2), characterized by comprising: display means for displaying the image in an overlapping manner.
8) The ultrasonic imaging device according to any one of 8).
【0054】(31)上記の課題を解決する第31の発
明は、前記移動速度を表す画像を生成する速度画像生成
手段と、前記速度画像と前記拍動の強度を示す画像とを
重ね合わせて表示する表示手段と、を具備することを特
徴とする(3)ないし(28)のうちのいずれか1つに
記載の超音波撮像装置である。(31) According to a thirty-first invention for solving the above-mentioned problems, a speed image generating means for generating an image showing the moving speed and the speed image and the image showing the intensity of the beat are superposed. The ultrasonic imaging apparatus according to any one of (3) to (28), further comprising: a display unit for displaying.
【0055】(32)上記の課題を解決する第32の発
明は、前記ドップラシフト信号のパワーを表すパワード
ップラ画像を生成するパワードップラ画像生成手段と、
前記パワードップラ画像と前記拍動の強度を示す画像と
を重ね合わせて表示する表示手段と、を具備することを
特徴とする(3)ないし(28)のうちのいずれか1つ
に記載の超音波撮像装置である。(32) A thirty-second invention for solving the above-mentioned problems is a power Doppler image generating means for generating a power Doppler image representing the power of the Doppler shift signal,
The display device for displaying the power Doppler image and the image showing the intensity of the pulsation in an overlapping manner, and (3) to (28). It is a sound wave imaging device.
【0056】(33)上記の課題を解決する第30の発
明は、前記表示手段は前記画像を3次元像として表示す
る、ことを特徴とする(30)ないし(32)のうちの
いずれか1つに記載の超音波撮像装置である。(33) In the thirtieth invention for solving the above-mentioned problems, any one of (30) to (32) is characterized in that the display means displays the image as a three-dimensional image. 3 is an ultrasonic imaging apparatus.
【0057】(作用)本発明では、超音波エコーのドッ
プラシフトから求めたエコー源の移動速度の現在の時相
における値および過去の時相における値を用いた演算に
より移動速度の拍動の強度を検出し、拍動の強度を表す
画像を生成する。(Operation) In the present invention, the strength of the pulsation of the moving speed is calculated by using the value of the moving speed of the echo source obtained from the Doppler shift of the ultrasonic echo at the present time phase and the value at the past time phase. Is detected and an image representing the intensity of the beat is generated.
【0058】[0058]
【発明の実施の形態】以下、図面を参照して本発明の実
施の形態を詳細に説明する。なお、本発明は実施の形態
に限定されるものではない。図1に超音波撮像装置のブ
ロック(block)図を示す。本装置は本発明の実施
の形態の一例である。本装置の構成によって、本発明の
装置に関する実施の形態の一例が示される。本装置の動
作によって、本発明の方法に関する実施の形態の一例が
示される。BEST MODE FOR CARRYING OUT THE INVENTION Hereinafter, embodiments of the present invention will be described in detail with reference to the drawings. The present invention is not limited to the embodiment. FIG. 1 shows a block diagram of the ultrasonic imaging apparatus. This device is an example of an embodiment of the present invention. The configuration of this device shows an example of an embodiment relating to the device of the present invention. The operation of the apparatus shows an example of an embodiment relating to the method of the present invention.
【0059】図1に示すように、本装置は、超音波プロ
ーブ2(probe)を有する。超音波プローブ2は、
図示しない複数の超音波トランスデューサ(trans
ducer)のアレイ(array)を有する。個々の
超音波トランスデューサは例えばPZT(チタン(T
i)酸ジルコン(Zr)酸鉛)セラミックス(cera
mics)等の圧電材料によって構成される。超音波プ
ローブ2は、操作者により被検体4に当接して使用され
る。As shown in FIG. 1, this device has an ultrasonic probe 2 (probe). The ultrasonic probe 2
Multiple ultrasonic transducers (not shown)
). The individual ultrasonic transducers are, for example, PZT (titanium (T
i) Zirconate (Zr) lead) ceramics (cera
mics) or other piezoelectric material. The ultrasonic probe 2 is used by being brought into contact with the subject 4 by an operator.
【0060】超音波プローブ2は送受信部6に接続され
ている。送受信部6は、超音波プローブ2に駆動信号を
与えて超音波を送波させる。送受信部6は、また、超音
波プローブ2が受波したエコー信号を受信する。超音波
プローブ2および送受信部6は、本発明における超音波
送受信手段の実施の形態の一例である。The ultrasonic probe 2 is connected to the transmitting / receiving section 6. The transmission / reception unit 6 gives a drive signal to the ultrasonic probe 2 to transmit an ultrasonic wave. The transmitting / receiving unit 6 also receives the echo signal received by the ultrasonic probe 2. The ultrasonic probe 2 and the transmission / reception unit 6 are an example of the embodiment of the ultrasonic transmission / reception means in the present invention.
【0061】送受信部6のブロック図を図2に示す。同
図に示すように、送受信部6は送波タイミング(tim
ing)発生ユニット(unit)602を有する。送
波タイミング発生ユニット602は、送波タイミング信
号を周期的に発生して送波ビームフォーマ(beamf
ormer)604に入力する。A block diagram of the transmission / reception unit 6 is shown in FIG. As shown in the figure, the transmission / reception unit 6 determines the transmission timing (tim
ing) generating unit (602). The transmission timing generation unit 602 periodically generates a transmission timing signal to generate a transmission beam former (beamf).
input).
【0062】送波ビームフォーマ604は、送波のビー
ムフォーミング(beamforming)を行うもの
で、送波タイミング信号に基づき、所定の方位の超音波
ビームを形成するためのビームフォーミング信号を生じ
る。ビームフォーミング信号は、方位に対応した時間差
が付与された複数の駆動信号からなる。送波ビームフォ
ーマ604は、送波ビームフォーミング信号を送受切換
ユニット606に入力する。The transmission beamformer 604 performs beamforming of the transmission wave, and generates a beamforming signal for forming an ultrasonic beam in a predetermined direction based on the transmission timing signal. The beamforming signal is composed of a plurality of drive signals provided with a time difference corresponding to the azimuth. The transmission beamformer 604 inputs the transmission beamforming signal to the transmission / reception switching unit 606.
【0063】送受切換ユニット606は、ビームフォー
ミング信号を超音波トランスデューサアレイに入力す
る。超音波トランスデューサアレイにおいて、送波アパ
ーチャ(aperture)を構成する複数の超音波ト
ランスデューサは、駆動信号の時間差に対応した位相差
を持つ超音波をそれぞれ発生する。それら超音波の波面
合成により、所定方位の音線に沿った超音波ビームが形
成される。The transmission / reception switching unit 606 inputs the beamforming signal to the ultrasonic transducer array. In the ultrasonic transducer array, a plurality of ultrasonic transducers forming a transmission aperture respectively generate ultrasonic waves having a phase difference corresponding to a time difference between drive signals. An ultrasonic beam along a sound ray in a predetermined direction is formed by wavefront synthesis of the ultrasonic waves.
【0064】送受切換ユニット606には受波ビームフ
ォーマ610が接続されている。送受切換ユニット60
6は、超音波トランスデューサアレイ中の受波アパーチ
ャが受波した複数のエコー信号を受波ビームフォーマ6
10に入力する。受波ビームフォーマ610は、送波の
音線に対応した受波のビームフォーミングを行うもの
で、複数の受波エコーに時間差を付与して位相を調整
し、次いでそれら加算して所定方位の音線に沿ったエコ
ー受信信号を形成する。A reception beam former 610 is connected to the transmission / reception switching unit 606. Transmission / reception switching unit 60
Reference numeral 6 denotes a reception beamformer 6 for receiving a plurality of echo signals received by the reception aperture in the ultrasonic transducer array.
Enter in 10. The reception beamformer 610 performs reception beamforming corresponding to the sound ray of the transmission wave. The reception beamformer 610 imparts a time difference to a plurality of reception echoes to adjust their phases, and then adds them to add sound in a predetermined direction. Form an echo received signal along the line.
【0065】超音波ビームの送波は、送波タイミング発
生ユニット602が発生する送波タイミング信号によ
り、所定の時間間隔で繰り返し行われる。それに合わせ
て、送波ビームフォーマ604および受波ビームフォー
マ610により、音線の方位が所定量ずつ変更される。
それによって、被検体4の内部が、音線によって順次に
走査される。このような構成の送受信部6は、例えば図
3に示すような走査を行う。すなわち、放射点200か
らz方向に延びる音線202で扇状の2次元領域206
をθ方向に走査し、いわゆるセクタスキャン(sect
or scan)を行う。The transmission of the ultrasonic beam is repeated at predetermined time intervals by the transmission timing signal generated by the transmission timing generation unit 602. In accordance therewith, the transmitting beam former 604 and the receiving beam former 610 change the direction of the sound ray by a predetermined amount.
As a result, the inside of the subject 4 is sequentially scanned by the sound ray. The transmission / reception unit 6 having such a configuration performs scanning as shown in FIG. 3, for example. That is, the fan-shaped two-dimensional area 206 is defined by the sound ray 202 extending from the radiating point 200 in the z direction.
Is scanned in the θ direction, so-called sector scan (sect scan
or scan).
【0066】送波および受波のアパーチャを超音波トラ
ンスデューサアレイの一部を用いて形成するときは、こ
のアパーチャをアレイに沿って順次移動させることによ
り、例えば図4に示すような走査を行うことができる。
すなわち、放射点200からz方向に発する音線202
を直線状の軌跡204に沿って平行移動させることによ
り、矩形状の2次元領域206をx方向に走査し、いわ
ゆるリニアスキャン(linear scan)を行
う。When the transmitting and receiving apertures are formed by using a part of the ultrasonic transducer array, the apertures are sequentially moved along the array to perform scanning as shown in FIG. 4, for example. You can
That is, the sound ray 202 emitted from the radiating point 200 in the z direction
Is moved in parallel along the linear locus 204 to scan the rectangular two-dimensional area 206 in the x direction, and so-called linear scan is performed.
【0067】なお、超音波トランスデューサアレイが、
超音波送波方向に張り出した円弧に沿って形成されたい
わゆるコンベックスアレイ(convex arra
y)である場合は、リニアスキャンと同様な音線走査に
より、例えば図5に示すように、音線202の放射点2
00を円弧状の軌跡204に沿って移動させ、扇面状の
2次元領域206をθ方向に走査して、いわゆるコンベ
ックススキャンが行えるのはいうまでもない。The ultrasonic transducer array is
A so-called convex array (convex array) formed along an arc extending in the ultrasonic wave transmission direction.
In the case of y), a sound ray scan similar to the linear scan is performed, and as shown in FIG.
Needless to say, so-called convex scan can be performed by moving 00 along the arcuate locus 204 and scanning the fan-shaped two-dimensional region 206 in the θ direction.
【0068】送受信部6はBモード(mode)処理部
10およびドップラ処理部12に接続されている。送受
信部6から出力される音線ごとのエコー受信信号は、B
モード処理部10およびドップラ処理部12に入力され
る。ドップラ処理部12には心電信号検出部8が接続さ
れ、被検体4の心電信号が入力される。心電信号検出部
8は、本発明における心電信号検出手段の実施の形態の
一例である。The transmitting / receiving unit 6 is connected to the B mode processing unit 10 and the Doppler processing unit 12. The echo reception signal for each sound ray output from the transmitter / receiver 6 is B
It is input to the mode processing unit 10 and the Doppler processing unit 12. The electrocardiographic signal detection unit 8 is connected to the Doppler processing unit 12, and the electrocardiographic signal of the subject 4 is input. The electrocardiographic signal detection unit 8 is an example of an embodiment of electrocardiographic signal detection means in the present invention.
【0069】Bモード処理部10はBモード画像データ
を形成するものである。Bモード処理部10は、図6に
示すように、対数増幅ユニット102と包絡線検波ユニ
ット104を備えている。Bモード処理部10は、対数
増幅ユニット102でエコー受信信号を対数増幅し、包
絡線検波ユニット104で包絡線検波して音線上の個々
の反射点でのエコーの強度を表す信号、すなわちAスコ
ープ(scope)信号を得て、このAスコープ信号の
各瞬時の振幅をそれぞれ輝度値として、Bモード画像デ
ータを形成する。The B-mode processing section 10 forms B-mode image data. As shown in FIG. 6, the B-mode processing unit 10 includes a logarithmic amplification unit 102 and an envelope detection unit 104. The B-mode processing unit 10 logarithmically amplifies the echo reception signal by the logarithmic amplification unit 102, envelope-detects it by the envelope detection unit 104, and represents the intensity of the echo at each reflection point on the acoustic line, that is, the A scope. A (scope) signal is obtained, and B-mode image data is formed by using each instantaneous amplitude of the A scope signal as a luminance value.
【0070】ドップラ処理部12はドップラ画像データ
を形成するものである。ドップラ画像データには、後述
する速度データ、分散データ、パワーデータおよび拍動
強度データが含まれる。ドップラ処理部12は、図7に
示すように直交検波ユニット120、MTIフィルタ
(moving target indication
filter)122、自己相関演算ユニット124、
平均流速演算ユニット126、分散演算ユニット128
およびパワー(power)演算ユニット130を備え
ている。The Doppler processing unit 12 forms Doppler image data. The Doppler image data includes velocity data, dispersed data, power data, and pulsation intensity data, which will be described later. As shown in FIG. 7, the Doppler processing unit 12 includes a quadrature detection unit 120 and an MTI filter (moving target indication).
filter) 122, autocorrelation calculation unit 124,
Average velocity calculation unit 126, distributed calculation unit 128
And a power calculation unit 130.
【0071】直交検波ユニット120、MTIフィルタ
122、自己相関演算ユニット124および平均流速演
算ユニット126からなる部分は、本発明における速度
検出手段の実施の形態の一例である。直交検波ユニット
120、MTIフィルタ122、自己相関演算ユニット
124および分散演算ユニット128からなる部分は、
本発明における分散検出手段の実施の形態の一例であ
る。The portion consisting of the quadrature detection unit 120, the MTI filter 122, the autocorrelation calculation unit 124 and the average flow velocity calculation unit 126 is an example of the embodiment of the velocity detecting means in the present invention. The part including the quadrature detection unit 120, the MTI filter 122, the autocorrelation calculation unit 124, and the dispersion calculation unit 128 is
It is an example of an embodiment of the dispersion detecting means in the present invention.
【0072】ドップラ処理部12は、直交検波ユニット
120でエコー受信信号を直交検波し、MTIフィルタ
122でMTI処理してエコー信号のドップラシフトを
求める。また、自己相関演算ユニット124でMTIフ
ィルタ122の出力信号について自己相関演算を行い、
平均流速演算ユニット126で自己相関演算結果から平
均流速Vを求め、分散演算ユニット128で自己相関演
算結果から流速の分散Tを求め、パワー演算ユニット1
30で自己相関演算結果からドップラ信号のパワーPW
を求める。In the Doppler processing unit 12, the quadrature detection unit 120 performs quadrature detection on the echo reception signal, and the MTI filter 122 performs MTI processing to obtain the Doppler shift of the echo signal. Further, the autocorrelation calculation unit 124 performs autocorrelation calculation on the output signal of the MTI filter 122,
The average flow velocity calculation unit 126 obtains the average flow velocity V from the autocorrelation calculation result, the variance calculation unit 128 obtains the variance T of the flow velocity from the autocorrelation calculation result, and the power calculation unit 1
The power PW of the Doppler signal from the autocorrelation calculation result at 30
Ask for.
【0073】これによって、被検体4内で移動するエコ
ー源、例えば血液等の平均流速Vとその分散Tおよびド
ップラ信号のパワーPWを表すそれぞれのデータが音線
ごとに得られる。これら画像データは、音線上の各点
(ピクセル:pixel)の平均流速、分散およびパワ
ーを示す。以下、平均流速を単に速度という。なお、速
度は音線方向の成分として得られる。また、超音波プロ
ーブ2に近づく方向と遠ざかる方向とが区別される。な
お、エコー源は血液に限るものではなく、例えば血管等
に注入されたマイクロバルーン(micro ball
oon)造影剤等であって良い。以下、血液の例で説明
するがマイクロバルーン造影剤の場合も同様である。As a result, each data representing the average flow velocity V of the echo source moving in the subject 4, for example, blood, its dispersion T, and the power PW of the Doppler signal is obtained for each sound ray. These image data show the average flow velocity, variance, and power of each point (pixel: pixel) on the sound ray. Hereinafter, the average flow velocity is simply referred to as velocity. The velocity is obtained as a component in the sound ray direction. Further, a direction approaching the ultrasonic probe 2 and a direction approaching the ultrasonic probe 2 are distinguished from each other. The echo source is not limited to blood, but may be, for example, a microball injected into a blood vessel or the like.
oon) A contrast agent or the like may be used. Hereinafter, an example of blood will be described, but the same applies to the case of a microballoon contrast agent.
【0074】ドップラ処理部12は、また、図8に示す
ように、拍動検出ユニット132およびメモリ134を
有する。拍動検出ユニット132は、例えばDSP(d
igital signal processor)や
MPU(micro processing uni
t)等で構成される。拍動検出ユニット132は、本発
明における拍動検出手段の実施の形態の一例である。The Doppler processing section 12 also has a beat detection unit 132 and a memory 134, as shown in FIG. The beat detection unit 132 is, for example, a DSP (d
digital signal processor (MPU) and MPU (micro processing uni)
t) and the like. The beat detection unit 132 is an example of an embodiment of the beat detection means in the present invention.
【0075】拍動検出ユニット132およびメモリ13
4には、平均流速演算ユニット126の出力データすな
わち速度Vがピクセルごとに入力される。また、拍動検
出ユニット132には、分散演算ユニット128から分
散Tがピクセルごとに入力され、心電信号検出部8から
心電信号のR波タイミング信号Rが入力される。Beat detection unit 132 and memory 13
4, the output data of the average flow velocity calculation unit 126, that is, the velocity V is input for each pixel. Further, the variance T is input from the variance calculation unit 128 to each pixel in the pulsation detection unit 132, and the R wave timing signal R of the electrocardiographic signal is input from the electrocardiographic signal detection unit 8.
【0076】メモリ134は音線走査の1フレーム(f
rame)分の入力速度データVを記憶する。記憶され
た速度データは、入力速度データVのピクセルと同一ピ
クセルに関する1フレーム前のデータが読み出され、拍
動検出ユニット132に入力される。これにより、速度
データVがメモリ134を介して1フレーム遅れで拍動
検出ユニット132に入力される。The memory 134 stores one frame (f
The input speed data V corresponding to (frame) is stored. As the stored speed data, the data one frame before regarding the same pixel as the pixel of the input speed data V is read out and input to the beat detection unit 132. As a result, the velocity data V is input to the beat detection unit 132 via the memory 134 with a delay of one frame.
【0077】なお、メモリ134は1フレームに限らず
数フレーム分の速度データを記憶し、数フレーム遅れで
読み出すようにしても良い。以下、1フレーム遅れの例
で説明するが数フレーム遅れの場合も同様である。ま
た、メモリ134は必ずしも記憶装置である必要なく、
1フレーム時間ないし数フレーム時間に相当する遅延時
間を持つ遅延ユニットであって良い。以下、メモリの例
で説明するが遅延ユニットの場合も同様である。1フレ
ーム時間は例えば1/30秒である。The memory 134 may store not only one frame but also several frames of speed data and read them out with a delay of several frames. Hereinafter, an example of one frame delay will be described, but the same applies to the case of several frame delay. Also, the memory 134 does not necessarily have to be a storage device,
The delay unit may have a delay time corresponding to one frame time or several frame times. Although an example of the memory will be described below, the same applies to the case of the delay unit. One frame time is 1/30 second, for example.
【0078】拍動検出ユニット132は、平均流速演算
ユニット126から入力された速度データVn、メモリ
134から読み出された速度データVoおよび分散Tを
用いた演算に基づいて血流速度の拍動の強度を検出す
る。速度データVnは、本発明における移動速度の現在
の時相における値の実施の形態の一例である。速度デー
タVoは、本発明における移動速度の過去の時相におけ
る値の実施の形態の一例である。拍動検出ユニット13
2は、検出した拍動強度データPを出力する。拍動強度
データPは音線上のピクセルごとの拍動強度を表す。拍
動強度の検出は次のようにして行う。The pulsation detection unit 132 calculates the pulsation of the blood flow velocity based on the calculation using the velocity data Vn input from the average velocity calculation unit 126, the velocity data Vo read from the memory 134, and the variance T. Detect intensity. The speed data Vn is an example of an embodiment of the value of the moving speed in the present time phase in the present invention. The speed data Vo is an example of an embodiment of the value of the moving speed in the past time phase in the present invention. Beat detection unit 13
2 outputs the detected pulsation intensity data P. The beat intensity data P represents the beat intensity for each pixel on the sound ray. The pulsation intensity is detected as follows.
【0079】図9に、心臓の拍動に伴う血流の速度変化
すなわち血流速度の拍動を模式的に示す。同図の(a)
は心電信号を示し、(b)は動脈性流速、(c)は静脈
性流速を示す。(b)に示すように、動脈性流速は心電
信号のR波の発生から少し遅れた時刻t1からt2にか
けて急激に増加し、ピーク(peak)を過ぎた後は時
刻t4からt5にかけて速やかに減少し、その後、残り
期間中に緩やかに減少するという変化を繰り返す。静脈
性流速は(c)に示すように、時刻t2より遅い時刻t
3から速度の増加が始まるが、速度の増加は小幅にとど
まる。FIG. 9 schematically shows changes in the velocity of the blood flow with the pulsation of the heart, that is, the pulsation of the blood flow velocity. (A) in the figure
Shows an electrocardiographic signal, (b) shows arterial flow velocity, and (c) shows venous flow velocity. As shown in (b), the arterial flow velocity rapidly increases from time t1 to t2, which is slightly delayed from the generation of the R wave of the electrocardiographic signal, and quickly after time t4 to t5, after passing the peak. It then decreases, and then gradually decreases over the rest of the period. The venous flow velocity is, as shown in (c), time t that is later than time t2.
The speed increase starts from 3, but the speed increase is small.
【0080】このような流速の変化に応じて、速度デー
タVnも(b)または(c)のように変化する。また、
メモリ134から読み出された速度データVoは、1フ
レーム時間の遅れを持って同様に変化する。以下、速度
データVnを現速度Vn、速度データVoを過去速度V
oと呼ぶ。The velocity data Vn also changes as shown in (b) or (c) according to such a change in the flow velocity. Also,
The speed data Vo read from the memory 134 similarly changes with a delay of one frame time. Hereinafter, the speed data Vn is the current speed Vn, and the speed data Vo is the past speed V.
Call it o.
【0081】拍動検出ユニット132は、これら入力デ
ータを用いて次式により拍動の強度Pを検出する。The pulsation detecting unit 132 detects the strength P of the pulsation by the following equation using these input data.
【0082】 P=k・|Vn−Vo| (1)[0082] P = k · | Vn-Vo | (1)
【0083】ここで、
k:定数
すなわち、図10に模式的に示すように、現速度Vnと
過去速度Voの差に基づいて拍動の強度を検出する。そ
して、差分値ΔVが大きいほど拍動強度が大きいとす
る。Here, k: constant, that is, as shown schematically in FIG. 10, the strength of the pulsation is detected based on the difference between the current speed Vn and the past speed Vo. Then, it is assumed that the greater the difference value ΔV, the greater the pulsation intensity.
【0084】あるいは、差分値ΔVを現速度Vnで除算
し、次式によって拍動強度Pを検出するようにしても良
い。Alternatively, the difference value ΔV may be divided by the current velocity Vn, and the pulsation intensity P may be detected by the following equation.
【0085】 [0085]
【0086】ここで、
m:定数(2)式を用いれば、拍動性強度Pを正規化し
て表現できるので便利である。定数mを例えば図11に
示すように、現速度Vnに応じて変化する可変定数と
し、現速度Vnに応じた重み付けを行うようにしても良
い。すなわち、所定値Vthを下回る速度については定
数mの値を小さくして重み付けを減らす。これによっ
て、一般的に速度が遅い静脈性血流に対する拍動検出の
感度を下げることができ、動脈性血流の拍動検出を確実
に行うことができる。なお、可変定数mの特性曲線は図
示のものに限らず適宜に設定して良い。Here, it is convenient to use the equation m: constant (2) because the pulsatility intensity P can be normalized and expressed. For example, as shown in FIG. 11, the constant m may be a variable constant that changes according to the current speed Vn, and weighting may be performed according to the current speed Vn. That is, for speeds below the predetermined value Vth, the value of the constant m is reduced to reduce the weighting. As a result, the sensitivity of pulsation detection for venous blood flow, which is generally slow, can be reduced, and the pulsation detection of arterial blood flow can be reliably performed. The characteristic curve of the variable constant m is not limited to that shown in the figure, and may be set appropriately.
【0087】拍動検出ユニット132は、上式による演
算に加えて、分散値Tを参照して拍動強度の検出を行
う。動脈性流速は静脈性流速に比べて速度の分散が大き
いので、分散値Tを参照することにより確実性の高い拍
動強度検出を行うことができる。すなわち、例えば、
(1)式または(2)式によるPの値が大きい場合で
も、分散値Tが小さい場合はそれに対応してPの値を縮
小し、拍動強度検出が過度に行われるのを抑制する。The pulsation detection unit 132 detects the pulsation intensity by referring to the variance value T in addition to the calculation by the above equation. Since the arterial flow velocity has a larger variance in velocity than the venous flow velocity, by referring to the variance value T, the pulsation intensity can be detected with high reliability. That is, for example,
Even if the value of P according to the expression (1) or the expression (2) is large, if the variance value T is small, the value of P is correspondingly reduced, and excessive pulsation intensity detection is suppressed.
【0088】また、動脈性流速の特徴を利用することに
よっても、確実性の高い拍動強度検出を行うことができ
る。すなわち、図9の(b)に示したように、時刻t1
からt2における速度の急増が動脈性血流の特徴である
から、この時期を選んで上記のような拍動検出を行う。
この期間は動脈性流速の変化率がもっとも大きい部分で
あり、かつ静脈性流速の変化が緩やかな時期であるか
ら、静脈性流速を動脈性流速と混同せず確実にその拍動
を検出することができる。拍動検出期間は、時刻t1か
らt2の期間に代えて、またはそれに加えて、時刻t4
からt5の期間を利用するようにしても良い。なお、時
期の設定はR波タイミング信号Rを基準として行う。あ
るいは、拍動に伴って周期的に変化するドップラ信号に
基づいて行うようにしても良く、また、自らが検出した
拍動強度Pに現れる周期的変化に基づいて行うようにし
ても良い。Further, by utilizing the characteristic of the arterial flow velocity, the pulsation intensity can be detected with high certainty. That is, as shown in (b) of FIG.
Since the rapid increase in velocity from t to t2 is a characteristic of arterial blood flow, this period is selected to detect the pulsation as described above.
During this period, the rate of change in arterial flow velocity is the largest and the change in venous flow velocity is gradual. You can The pulsation detection period is time t4 instead of or in addition to the period from time t1 to t2.
The period from to t5 may be used. The timing is set based on the R wave timing signal R. Alternatively, it may be performed based on a Doppler signal that periodically changes with a pulsation, or may be performed based on a periodical change that appears in the pulsation intensity P detected by itself.
【0089】拍動強度Pの正規化には、現速度Vnの代
わりに現速度Vnと過去速度Voとの平均値を用いるよ
うにしても良い。これは拍動強度の検出値Pをノイズ
(noise)等に対して安定化する点で好ましい。そ
の場合、定数mは平均速度に応じて変化させる。なお、
現速度Vnと過去速度Voとの平均値は、拍動検出ユニ
ット132によって求められる。In order to normalize the pulsation intensity P, an average value of the current speed Vn and the past speed Vo may be used instead of the current speed Vn. This is preferable in that the detected value P of the pulsation intensity is stabilized against noise or the like. In that case, the constant m is changed according to the average speed. In addition,
The average value of the current speed Vn and the past speed Vo is obtained by the beat detection unit 132.
【0090】また、速度の平均値は心電信号の1周期な
いし数周期を通じての平均値であって良い。これは拍動
強度の検出値Pをさらに安定化する点で好ましい。その
場合、定数mは平均速度に応じて変化させる。なお、心
電信号の1周期ないし数周期を通じての平均値は、拍動
検出ユニット132によって求められる。また、心電信
号の周期はR波タイミング信号Rに基づいて検出する。
あるいは、ドップラシフトの周期的な変化に基づいて検
出しても良く、また、自らが検出した拍動強度Pに現れ
る周期的変化に基づいて検出するようにしても良い。Further, the average value of the velocity may be an average value of the electrocardiographic signal over one cycle or several cycles. This is preferable in that the detected value P of the pulsation intensity is further stabilized. In that case, the constant m is changed according to the average speed. The average value of the electrocardiographic signal over one cycle or several cycles is obtained by the pulsation detection unit 132. The period of the electrocardiographic signal is detected based on the R wave timing signal R.
Alternatively, it may be detected based on a periodic change in Doppler shift, or may be detected based on a periodic change that appears in the pulsation intensity P detected by itself.
【0091】正規化は、また、心電信号の1周期ないし
数周期を通じての速度の最大値を用いて行うようにして
も良い。これも検出値Pの安定化に寄与する。その場
合、定数mは最大速度に応じて変化させる。なお、心電
信号の1周期ないし数周期を通じての最大値は、拍動検
出ユニット132によって求められる。The normalization may be performed by using the maximum value of the velocity of the electrocardiographic signal during one cycle or several cycles. This also contributes to the stabilization of the detected value P. In that case, the constant m is changed according to the maximum speed. The maximum value of the electrocardiographic signal during one cycle or several cycles is obtained by the beat detection unit 132.
【0092】上記において、差分値ΔVは、各時点にお
ける値を用いる代わりに、またはそれに加えて、心電信
号の1周期ないし数周期を通じての平均値または最大値
を用いるようにしても良い。これも検出値Pの安定化に
寄与する。心電信号の1周期ないし数周期を通じての平
均値または最大値は、拍動検出ユニット132によって
求められる。In the above, as the difference value ΔV, instead of using the value at each time point, or in addition to it, an average value or a maximum value over one cycle or several cycles of the electrocardiographic signal may be used. This also contributes to the stabilization of the detected value P. The average value or the maximum value of the electrocardiographic signal over one cycle or several cycles is determined by the beat detection unit 132.
【0093】また、参照する分散値Tも、各時点におけ
る値を用いる代わりに、またはそれに加えて、心電信号
の1周期ないし数周期を通じての平均値または最大値を
用いるようにしても良い。心電信号の1周期ないし数周
期を通じての平均値または最大値は、拍動検出ユニット
132によって求められる。これも検出値Pの安定化に
寄与する。As the variance value T to be referred to, instead of or in addition to the value at each time point, an average value or maximum value of the electrocardiographic signal over one cycle or several cycles may be used. The average value or the maximum value of the electrocardiographic signal over one cycle or several cycles is determined by the beat detection unit 132. This also contributes to the stabilization of the detected value P.
【0094】拍動検出ユニット132は、例えば図12
に示すように、拍動検出フラグ(flag)FLGをも
出力するものとし、これをメモリ134を介して1フレ
ーム遅れで回帰入力し、入力フラグFLGoをも参照し
て拍動の強度を検出するようにしても良い。拍動検出フ
ラグFLGは、拍動を検出したか否かを示す信号であ
り、これを1フレーム遅れで入力することにより1フレ
ーム前の検出結果を参照することができる。拍動検出フ
ラグFLGは、本発明における拍動検出手段の出力信号
の実施の形態の一例である。The beat detection unit 132 is shown in FIG.
As shown in FIG. 7, a pulsation detection flag (flag) FLG is also output, and this is regressively input with a delay of one frame via the memory 134, and the pulsation intensity is detected by also referring to the input flag FLGo. You may do it. The pulsation detection flag FLG is a signal indicating whether or not a pulsation has been detected, and by inputting this with a delay of one frame, it is possible to refer to the detection result one frame before. The beat detection flag FLG is an example of an embodiment of the output signal of the beat detecting means in the present invention.
【0095】拍動検出フラグFLGは次のように利用さ
れる。すなわち、例えば1フレーム前に拍動の存在を否
定する結果が得られているとすると、現フレームで拍動
を検出したとしてもノイズ(noise)等による誤り
である可能性がある。そこで、そのような場合は現フレ
ームで検出した拍動を無効化するようにする。このよう
にすることにより、拍動検出の安定性を保つことができ
る。The beat detection flag FLG is used as follows. That is, for example, if the result of denying the existence of the beat is obtained one frame before, even if the beat is detected in the current frame, there is a possibility that it is an error due to noise or the like. Therefore, in such a case, the beat detected in the current frame is invalidated. By doing so, the stability of pulsation detection can be maintained.
【0096】拍動検出ユニット132は、過去速度Vo
の代わりに、それまでの速度の平均値を用いて拍動の強
度を検出するようにしても良い。そのように構成した例
を図13に示す。同図に示すように、平均演算ユニット
136を設け、現速度Vnとメモリ134から読み出さ
れた1フレーム前の平均速度データVmoとの平均値V
mを求めて拍動検出ユニット132に入力する。平均値
Vmはメモリ134に記憶され、次のフレームで読み出
されて平均演算ユニット136に入力される。これによ
り、平均演算ユニット136の出力データは音線上のピ
クセルごとにそれまで検出した速度の平均値となる。The beat detection unit 132 uses the past velocity Vo.
Instead of, the average value of the velocities up to that point may be used to detect the intensity of the pulsation. An example of such a configuration is shown in FIG. As shown in the figure, an average calculation unit 136 is provided, and the average value V of the current speed Vn and the average speed data Vmo one frame before read from the memory 134.
m is calculated and input to the beat detection unit 132. The average value Vm is stored in the memory 134, read in the next frame, and input to the average calculation unit 136. As a result, the output data of the average calculation unit 136 becomes the average value of the speeds detected so far for each pixel on the sound ray.
【0097】拍動検出ユニット132は、速度データV
n、平均値Vmおよび分散Tを用いた演算により拍動の
強度を検出する。演算式は上記の(1)式または(2)
式において過去速度Voを平均値Vmに置き換えたもの
になる。差分値を求めるベース(base)を現在まで
検出した速度の平均値Vmとしたことにより、ノイズ等
に影響されにくい安定な拍動強度検出を行うことができ
る。このような構成により、例えば図14に示すよう
に、動脈性の血流についてはVnとVmの差が明確化さ
れ拍動の強度の検出が容易になる。また、図15に示す
ように拍動の強度が比較的弱い場合でも確実に拍動の強
度をとらえることができる。The beat detection unit 132 uses the velocity data V
The beat intensity is detected by calculation using n, the average value Vm, and the variance T. The calculation formula is the above formula (1) or (2)
In the formula, the past speed Vo is replaced with the average value Vm. By setting the base value for obtaining the difference value to the average value Vm of the detected velocities up to now, it is possible to perform stable pulsation intensity detection that is less susceptible to noise and the like. With such a configuration, for example, as shown in FIG. 14, for arterial blood flow, the difference between Vn and Vm is clarified, and the intensity of pulsation is easily detected. Further, as shown in FIG. 15, even if the pulsation intensity is relatively weak, the pulsation intensity can be reliably captured.
【0098】図13に示した例でも、図8に示した例と
同様に、速度、差分値および分散値について、心電信号
の1周期または数周期を通じての平均値または最大値を
利用するようにしても良いのはもちろんである。さら
に、図12に示した例に倣って拍動検出フラグFLGを
メモリ134を介して回帰的に拍動検出ユニット132
入力し、それを参照するようにして良いのはもちろんで
ある。In the example shown in FIG. 13, as in the example shown in FIG. 8, the average value or the maximum value of the electrocardiographic signal over one cycle or several cycles is used for the velocity, the difference value, and the dispersion value. Of course, it is okay. Further, in accordance with the example shown in FIG. 12, the beat detection flag FLG is recursively set via the memory 134.
Of course, you can type it and refer to it.
【0099】Bモード処理部10およびドップラ処理部
12は画像処理部14に接続されている。画像処理部1
4は、本発明における画像生成手段の実施の形態の一例
である。画像処理部14は、Bモード処理部10および
ドップラ処理部12からそれぞれ入力されるデータに基
づいて、それぞれBモード画像、ドップラ画像および拍
動強度画像を生成するものである。The B-mode processor 10 and the Doppler processor 12 are connected to the image processor 14. Image processing unit 1
4 is an example of an embodiment of the image generating means in the present invention. The image processing unit 14 generates a B-mode image, a Doppler image, and a pulsation intensity image based on the data input from the B-mode processing unit 10 and the Doppler processing unit 12, respectively.
【0100】Bモード処理部10および画像処理部14
からなる部分は、本発明におけるBモード画像生成手段
の実施の形態の一例である。直交検波ユニット120、
MTIフィルタ122、自己相関演算ユニット124、
平均流速演算ユニット126および画像処理部14から
なる部分は、本発明における速度画像生成手段の実施の
形態の一例である。直交検波ユニット120、MTIフ
ィルタ122、自己相関演算ユニット124、パワー演
算ユニット130および画像処理部14からなる部分
は、本発明におけるパワードップラ画像生成手段の実施
の形態の一例である。B-mode processor 10 and image processor 14
The part consisting of is an example of the embodiment of the B-mode image generating means in the present invention. Quadrature detection unit 120,
An MTI filter 122, an autocorrelation calculation unit 124,
The portion including the average flow velocity calculation unit 126 and the image processing unit 14 is an example of the embodiment of the velocity image generating means in the present invention. The portion including the quadrature detection unit 120, the MTI filter 122, the autocorrelation calculation unit 124, the power calculation unit 130, and the image processing unit 14 is an example of the embodiment of the power Doppler image generation means in the present invention.
【0101】画像処理部14は、図16に示すように、
バス(bus)140によって接続された音線データメ
モリ(data memory)142、ディジタル・
スキャンコンバータ(digital scan co
nverter)144、画像メモリ146および画像
処理プロセッサ(processor)148を備えて
いる。The image processing section 14, as shown in FIG.
A sound ray data memory 142 connected by a bus 140, a digital memory,
Scan converter (digital scan co)
The image processor 148 is provided with an image memory 146 and an image processor 148.
【0102】Bモード処理部10およびドップラ処理部
12から音線ごとに入力されたBモード画像データおよ
びドップラ画像データは、音線データメモリ142にそ
れぞれ記憶される。音線データメモリ142には、それ
ぞれ画像データによる音線データ空間が形成される。デ
ィジタル・スキャンコンバータ144は、走査変換によ
り音線データ空間のデータを物理空間のデータに変換す
るものである。これによって、音線データ空間は物理デ
ータ空間に変換される。ディジタル・スキャンコンバー
タ144によって変換された画像データは、画像メモリ
146に記憶される。画像処理プロセッサ148は、音
線データメモリ142および画像メモリ146のデータ
についてそれぞれ所定のデータ処理を施すものである。
データ処理の詳細については後述する。The B-mode image data and the Doppler image data input from the B-mode processing unit 10 and the Doppler processing unit 12 for each sound ray are stored in the sound ray data memory 142, respectively. In the sound ray data memory 142, a sound ray data space based on image data is formed. The digital scan converter 144 converts the data in the sound ray data space into the data in the physical space by scan conversion. As a result, the sound ray data space is converted into the physical data space. The image data converted by the digital scan converter 144 is stored in the image memory 146. The image processor 148 performs predetermined data processing on the data in the sound ray data memory 142 and the image memory 146.
Details of the data processing will be described later.
【0103】画像処理部14には表示部16が接続され
ている。表示部16は本発明における表示手段の実施の
形態の一例である。表示部16は、画像処理部14から
画像信号が与えられ、それに基づいて画像を表示するよ
うになっている。なお、表示部16は、カラー(col
or)画像が表示可能なグラフィックディスプレー(g
raphic display)等で構成される。A display unit 16 is connected to the image processing unit 14. The display unit 16 is an example of an embodiment of the display means in the present invention. The display unit 16 is provided with an image signal from the image processing unit 14 and displays an image based on the image signal. The display unit 16 has a color (col
or) Graphic display that can display images (g
a graphic display).
【0104】以上の送受信部6、Bモード処理部10、
ドップラ処理部12、画像処理部14および表示部16
には制御部18が接続されている。制御部18は、それ
ら各部に制御信号を与えてその動作を制御する。また、
被制御の各部から各種の報知信号が入力される。The above transmitting / receiving section 6, B mode processing section 10,
Doppler processing unit 12, image processing unit 14, and display unit 16
A control unit 18 is connected to the. The control unit 18 gives a control signal to each of these units to control the operation thereof. Also,
Various notification signals are input from each controlled unit.
【0105】制御部18の制御の下で、Bモード動作お
よびドップラモード動作が実行される。制御部18には
操作部20が接続されている。操作部20は操作者によ
って操作され、制御部18に適宜の指令や情報を入力す
るようになっている。操作部20は、例えばキーボード
(keyboard)やその他の操作具を備えた操作パ
ネル(panel)で構成される。Under the control of the control unit 18, the B mode operation and the Doppler mode operation are executed. An operation unit 20 is connected to the control unit 18. The operation unit 20 is operated by an operator and inputs appropriate commands and information to the control unit 18. The operation unit 20 is composed of, for example, an operation panel equipped with a keyboard and other operation tools.
【0106】本装置の動作を説明する。操作者は超音波
プローブ2を被検体4の所望の個所に当接し、操作部2
0を操作して、例えばBモードとドップラモードを併用
した撮像動作を行う。これによって、制御部18による
制御の下で、Bモード撮像とドップラモード撮像が時分
割で行われる。これにより、例えばドップラモードのス
キャンを数回行う度にBモードのスキャンを1回行う割
合で、Bモードとドップラモードの混合スキャンが行わ
れる。The operation of this apparatus will be described. The operator brings the ultrasonic probe 2 into contact with a desired portion of the subject 4,
By operating 0, for example, an imaging operation using both the B mode and the Doppler mode is performed. As a result, under the control of the control unit 18, the B mode imaging and the Doppler mode imaging are performed in time division. Thus, for example, the mixed scan of the B mode and the Doppler mode is performed at a rate of performing the B mode scan once every time the Doppler mode scan is performed several times.
【0107】Bモードにおいては、送受信部6は、超音
波プローブ2を通じて音線順次で被検体4の内部を走査
して逐一そのエコーを受信する。Bモード処理部10
は、送受信部6から入力されるエコー受信信号を対数増
幅ユニット102で対数増幅し包絡線検波ユニット10
4で包絡線検波してAスコープ信号を求め、それに基づ
いて音線ごとのBモード画像データを形成する。画像処
理部14は、Bモード処理部10から入力される音線ご
とのBモード画像データを音線データメモリ142に記
憶する。これによって、音線データメモリ142内に、
Bモード画像データについての音線データ空間が形成さ
れる。In the B mode, the transmission / reception unit 6 scans the inside of the subject 4 in the sound ray sequence through the ultrasonic probe 2 and receives the echoes one by one. B-mode processing unit 10
Is a logarithmic amplification unit 102 that logarithmically amplifies the echo reception signal input from the transmission / reception unit 6, and the envelope detection unit 10
In step 4, envelope detection is performed to obtain an A scope signal, and B mode image data for each sound ray is formed based on the A scope signal. The image processing unit 14 stores the B-mode image data for each sound ray input from the B-mode processing unit 10 in the sound ray data memory 142. Thereby, in the sound ray data memory 142,
A sound ray data space for B-mode image data is formed.
【0108】ドップラモードにおいては、送受信部6は
超音波プローブ2を通じて音線順次で被検体4の内部を
走査して逐一そのエコーを受信する。その際、1音線当
たり複数回の超音波の送波とエコーの受信が行われる。
ドップラ処理部12は、エコー受信信号を直交検波ユニ
ット120で直交検波し、MTIフィルタ122でMT
I処理し、自己相関演算ユニット124で自己相関を求
め、自己相関結果から、平均流速演算ユニット126で
平均流速を求め、分散演算ユニット128で分散を求
め、パワー演算ユニット130でパワーを求める。ま
た、拍動検出ユニット132により前述のようにして拍
動の強度を求める。これらの算出値は、それぞれ、例え
ば血流等の平均速度とその分散、ドップラ信号のパワー
および血流等の拍動強度を音線ごとかつピクセルごとに
表す画像データとなる。なお、MTIフィルタ122で
のMTI処理は1音線当たりの複数回のエコー受信信号
を用いて行われる。In the Doppler mode, the transmission / reception unit 6 scans the inside of the subject 4 in the sound ray sequence through the ultrasonic probe 2 and receives the echoes one by one. At this time, ultrasonic waves are transmitted and echoes are received a plurality of times per sound ray.
The Doppler processing unit 12 performs quadrature detection on the echo reception signal with the quadrature detection unit 120, and uses the MTI filter 122 to perform MT detection.
I processing is performed, the autocorrelation calculation unit 124 obtains the autocorrelation, the average flow velocity calculation unit 126 obtains the average flow velocity from the autocorrelation result, the variance calculation unit 128 obtains the variance, and the power calculation unit 130 obtains the power. Further, the pulsation detection unit 132 obtains the pulsation intensity as described above. These calculated values serve as image data representing, for example, the average velocity of blood flow and its variance, the power of the Doppler signal, and the pulsation intensity of blood flow for each sound ray and for each pixel. It should be noted that the MTI processing in the MTI filter 122 is performed by using the echo reception signals a plurality of times per sound ray.
【0109】画像処理部14は、ドップラ処理部12か
ら入力される音線ごとかつピクセルごとの各ドップラ画
像データを音線データメモリ142に記憶する。これに
よって、音線データメモリ142内に、各ドップラ画像
データについての音線データ空間がそれぞれ形成され
る。画像処理プロセッサ148は、音線データメモリ1
42のBモード画像データとドップラ画像データをディ
ジタル・スキャンコンバータ144でそれぞれ走査変換
して画像メモリ146に書き込む。The image processing unit 14 stores in the sound ray data memory 142 each Doppler image data for each sound ray and each pixel input from the Doppler processing unit 12. As a result, a sound ray data space for each Doppler image data is formed in the sound ray data memory 142. The image processor 148 uses the sound ray data memory 1
The B-mode image data of 42 and the Doppler image data are scan-converted by the digital scan converter 144 and written in the image memory 146.
【0110】その際、ドップラ画像データを、速度に分
散を加味したCFM画像データ、パワードップラ画像デ
ータおよび拍動強度画像データとしてそれぞれ書き込
む。あるいは、速度に拍動強度を加味したCFM類似画
像データとして書き込むようにしても良い。また、パワ
ードップラ画像データに拍動強度を加味したパワードッ
プラ類似画像データとして書き込むようにしても良い。At this time, the Doppler image data is written as CFM image data, power Doppler image data and pulsation intensity image data in which dispersion is added to the velocity. Alternatively, it may be written as CFM-like image data in which pulsation intensity is added to velocity. Further, the power Doppler image data may be written as power Doppler similar image data in which pulsation intensity is added.
【0111】画像処理プロセッサ148は、Bモード画
像データ、CFM画像データ、パワードップラ画像デー
タ、拍動強度画像データ、CFM類似画像データおよび
パワードップラ類似画像データを別々な領域に書き込
む。Bモード画像は、音線走査面における体内組織の断
層像を示すものとなる。CFM画像は、音線走査面にお
ける血流速度等の2次元分布を示す画像となる。この画
像では血流の方向に応じて表示色を異ならせる。また、
速度に応じて表示色の輝度を異ならせる。また、分散に
応じて所定の色の混色率を高め表示色の純度を変える。The image processor 148 writes the B-mode image data, CFM image data, power Doppler image data, pulsation intensity image data, CFM similar image data and power Doppler similar image data in separate areas. The B-mode image shows a tomographic image of the internal tissue on the sound ray scanning plane. The CFM image is an image showing a two-dimensional distribution such as the blood flow velocity on the sound ray scanning plane. In this image, the display color is changed according to the direction of blood flow. Also,
The brightness of the display color is changed according to the speed. In addition, the color mixing ratio of a predetermined color is increased and the purity of the display color is changed according to the dispersion.
【0112】パワードップラ画像は、音線走査面におけ
る血流等の存在を示す画像となる。パワードップラ画像
では、血流の方向を区別しないので表示色は一色とす
る。表示色はCFM画像に用いる色とは異ならせる。信
号強度に応じて表示色の輝度を変える。この画像は実質
的に血管等を示すものとなる。The power Doppler image is an image showing the presence of blood flow or the like on the sound ray scanning plane. In the power Doppler image, the direction of blood flow is not distinguished, so only one display color is used. The display color is different from the color used for the CFM image. The brightness of the display color is changed according to the signal strength. This image substantially shows blood vessels and the like.
【0113】拍動強度画像は、音線走査面における血流
等の拍動強度の2次元分布を示す画像となる。拍動強度
画像は一色で表される。表示色はCFM画像およびパワ
ードップラ画像に用いる色とは異ならせる。拍動の強度
に応じて表示色の輝度を変える。拍動強度画像を拍動強
度の瞬時値に基づいて構成することにより、拍動強度の
変化をリアルタイム(real time)で示す画像
を得ることができる。拍動強度画像を拍動強度の時間平
均値に基づいて構成することにより、拍動強度の変化を
平滑化して示す画像を得ることができる。拍動強度画像
を拍動強度のピークホールド(peak−hold)値
に基づいて構成することにより、拍動強度をちらつきの
少ない見易い画像として表示することができる。ピーク
ホールド値は時間とともに減衰するものであって良い。The pulsation intensity image is an image showing a two-dimensional distribution of pulsation intensity such as blood flow on the sound ray scanning plane. The beat intensity image is represented by one color. The display color is different from the colors used for the CFM image and the power Doppler image. The brightness of the display color is changed according to the intensity of the beat. By configuring the pulsation intensity image based on the instantaneous value of the pulsation intensity, it is possible to obtain an image showing a change in the pulsation intensity in real time. By configuring the pulsation intensity image based on the time average value of the pulsation intensity, it is possible to obtain an image in which changes in the pulsation intensity are smoothed and shown. By configuring the pulsation intensity image based on the peak-hold value of the pulsation intensity, the pulsation intensity can be displayed as an easy-to-see image with little flicker. The peak hold value may be one that decays over time.
【0114】拍動強度画像をCFM類似画像またはパワ
ードップラ類似画像として生成するときは、拍動の強度
に応じて速度またはパワーの表示色の純度を変える。た
だし、分散との区別が明確になるように、混入する色の
種類を変える。When the pulsation intensity image is generated as the CFM-like image or the power Doppler-like image, the purity of the speed or power display color is changed according to the pulsation intensity. However, the type of color to be mixed is changed so that the distinction from dispersion is clear.
【0115】これらの画像を表示部16に表示させる場
合には、例えばBモード画像とCFM画像を重ね合わせ
て表示する。これにより、体内組織との位置関係が明確
な血流速度分布像を観察することができる。また、Bモ
ード画像とパワードップラ画像を重ね合わせて表示す
る。この場合は、体内組織との位置関係が明確な血管走
行状態を観察することができる。When displaying these images on the display unit 16, for example, the B-mode image and the CFM image are displayed in an overlapping manner. As a result, it is possible to observe a blood flow velocity distribution image having a clear positional relationship with internal tissues. In addition, the B-mode image and the power Doppler image are displayed in an overlapping manner. In this case, it is possible to observe the running state of the blood vessel having a clear positional relationship with the internal tissue.
【0116】また、Bモード画像と拍動強度画像を重ね
合わせて表示する。この場合は、体内組織との位置関係
が明確な動脈走行状態を観察することができる。これに
よって、ROIにおける血管が動脈性か否かを一目で確
認することができる。特に、CFM類似画像またはパワ
ードップラ類似画像で表示した場合は、速度分布とその
拍動強度、または、流動するエコー源の分布と速度の拍
動強度を一挙に視認することができる。The B-mode image and the pulsation intensity image are superimposed and displayed. In this case, it is possible to observe an arterial running state having a clear positional relationship with internal tissues. This makes it possible to confirm at a glance whether or not the blood vessel in the ROI is arterial. In particular, when the CFM-like image or the power Doppler-like image is displayed, the velocity distribution and its pulsation intensity, or the distribution of the flowing echo source and the velocity pulsation intensity can be visually recognized at once.
【0117】超音波プローブ2を例えば音線走査面と垂
直な方向に移動させることにより、被検体4の内部を3
次元走査することができる。その場合、3次元走査によ
って得られた3次元空間の上記の各画像データについ
て、例えば最大値投影(MIP:maximum in
tensity projection)等を行うこと
により、それぞれ3次元画像を得ることができる。そし
て、それら画像を表示部16に表示させることにより、
拍動強度像等を3次元表示することができる。By moving the ultrasonic probe 2 in the direction perpendicular to the sound ray scanning plane, for example, the inside of the subject 4 is moved to 3
The dimension can be scanned. In that case, for each of the above-mentioned image data of the three-dimensional space obtained by the three-dimensional scanning, for example, maximum intensity projection (MIP: maximum in)
A three-dimensional image can be obtained by performing intensity projection) or the like. Then, by displaying those images on the display unit 16,
A pulsation intensity image and the like can be displayed three-dimensionally.
【0118】以上、拍動強度に基づいて動脈性血流を表
示する例について説明したが、拍動強度の小さい流速に
着目することにより静脈性血流を表示することができる
のはいうまでもない。従って、動脈性血流に代えて、あ
るいは、それに加えて静脈性血流を表示することができ
るのはもちろんである。Although the example of displaying the arterial blood flow based on the pulsation intensity has been described above, it goes without saying that the venous blood flow can be displayed by focusing on the flow velocity having a small pulsation intensity. Absent. Therefore, it goes without saying that the venous blood flow can be displayed instead of or in addition to the arterial blood flow.
【0119】[0119]
【発明の効果】以上詳細に説明したように、本発明によ
れば、エコー源の移動速度の拍動強度を表す画像を撮像
する超音波撮像方法および装置を実現することができ
る。As described in detail above, according to the present invention, it is possible to realize an ultrasonic imaging method and apparatus for imaging an image showing the pulsation intensity of the moving speed of an echo source.
【図1】本発明の実施の形態の一例の装置の、ブロック
図である。FIG. 1 is a block diagram of an apparatus according to an example of an embodiment of the present invention.
【図2】図1に示した装置における送受信部のブロック
図である。FIG. 2 is a block diagram of a transmission / reception unit in the device shown in FIG.
【図3】図1に示した装置による音線走査の模式図であ
る。FIG. 3 is a schematic diagram of sound ray scanning by the apparatus shown in FIG.
【図4】図1に示した装置による音線走査の模式図であ
る。FIG. 4 is a schematic diagram of sound ray scanning by the apparatus shown in FIG.
【図5】図1に示した装置による音線走査の模式図であ
る。5 is a schematic diagram of sound ray scanning by the apparatus shown in FIG.
【図6】図1に示した装置におけるBモード処理部のブ
ロック図である。6 is a block diagram of a B-mode processing unit in the apparatus shown in FIG.
【図7】図1に示した装置におけるドップラ処理部の一
部のブロック図である。FIG. 7 is a block diagram of a part of the Doppler processing unit in the device shown in FIG.
【図8】図1に示した装置におけるドップラ処理部の一
部のブロック図である。8 is a block diagram of a part of a Doppler processing unit in the apparatus shown in FIG.
【図9】動脈性流速と静脈性流速の時間変化を示す模式
図である。FIG. 9 is a schematic diagram showing a time change of an arterial flow velocity and a venous flow velocity.
【図10】図9に示した装置の動作説明図である。FIG. 10 is an operation explanatory view of the device shown in FIG.
【図11】定数mの特性の一例を示すグラフである。FIG. 11 is a graph showing an example of characteristics of a constant m.
【図12】図1に示した装置におけるドップラ処理部の
一部のブロック図である。12 is a block diagram of a part of a Doppler processing unit in the device shown in FIG.
【図13】図1に示した装置におけるドップラ処理部の
一部のブロック図である。FIG. 13 is a block diagram of a part of a Doppler processing unit in the device shown in FIG.
【図14】図13に示した装置の動作説明図である。FIG. 14 is an explanatory diagram of the operation of the apparatus shown in FIG.
【図15】図13に示した装置の動作説明図である。FIG. 15 is an explanatory diagram of the operation of the device shown in FIG.
【図16】図1に示した装置における画像処理部のブロ
ック図である。FIG. 16 is a block diagram of an image processing unit in the apparatus shown in FIG.
2 超音波プローブ 4 被検体 6 送受信部 8 心電信号検出部 10 Bモード処理部 12 ドップラ処理部 14 画像処理部 16 表示部 18 制御部 20 操作部 120 直交検波ユニット 122 MTIフィルタ 124 自己相関演算ユニット 126 平均流速演算ユニット 128 分散演算ユニット 130 パワー演算ユニット 132 拍動検出ユニット 134 メモリ 136 平均演算ユニット 2 Ultrasonic probe 4 subject 6 transmitter / receiver 8 ECG signal detector 10 B mode processing unit 12 Doppler processing section 14 Image processing unit 16 Display 18 Control unit 20 Operation part 120 Quadrature detection unit 122 MTI filter 124 Autocorrelation calculation unit 126 Average velocity calculation unit 128 distributed computing units 130 Power calculation unit 132 Beat detection unit 134 memory 136 Average calculation unit
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き Fターム(参考) 4C301 AA02 BB01 BB02 CC02 DD02 EE20 FF28 GB04 GB06 HH13 HH31 HH43 HH52 HH54 JB11 JB28 JB29 JB36 JB50 KK16 LL02 LL04 LL06 ─────────────────────────────────────────────────── ─── Continued front page F-term (reference) 4C301 AA02 BB01 BB02 CC02 DD02 EE20 FF28 GB04 GB06 HH13 HH31 HH43 HH52 HH54 JB11 JB28 JB29 JB36 JB50 KK16 LL02 LL04 LL06
Claims (26)
コーを受信する超音波送受信手段と、 前記受信したエコーのドップラシフトに基づきエコー源
の移動速度を検出する速度検出手段と、 前記移動速度の現在の時相における値および過去の時相
における値を用いた演算により前記移動速度の拍動の強
度を検出する拍動検出手段と、 前記検出した拍動の強度を表す画像を生成する画像生成
手段と、を具備することを特徴とする超音波撮像装置。1. An ultrasonic wave transmitting / receiving means for repeatedly scanning an imaging range with ultrasonic waves to receive an echo, a speed detecting means for detecting a moving speed of an echo source based on a Doppler shift of the received echo, and the moving speed. Of the current time phase and a value using the values in the past time phase, the pulsation detecting means for detecting the pulsation intensity of the moving speed, and an image for generating an image representing the detected pulsation intensity An ultrasonic imaging apparatus comprising: a generating unit.
在の時相における値と過去の時相における値との差分値
を用いて前記演算を行う、ことを特徴とする請求項1に
記載の超音波撮像装置。2. The pulsation detecting means performs the calculation by using a difference value between a value of the moving speed in a current time phase and a value in a past time phase. The ultrasonic imaging device described.
在の時相における値と過去の時相における値との平均値
を用いて前記演算を行う、ことを特徴とする請求項1ま
たは請求項2に記載の超音波撮像装置。3. The pulsation detecting means performs the calculation using an average value of a value of the moving speed in a current time phase and a value in a past time phase. The ultrasonic imaging apparatus according to claim 2.
コーを受信する超音波送受信手段と、 前記受信したエコーのドップラシフトに基づきエコー源
の移動速度を検出する速度検出手段と、 前記移動速度の現在の時相における値および過去の時相
から現在の時相までの平均値を用いた演算により前記移
動速度の拍動の強度を検出する拍動検出手段と、 前記検出した拍動の強度を表す画像を生成する画像生成
手段と、を具備することを特徴とする超音波撮像装置。4. An ultrasonic wave transmitting / receiving means for repeatedly scanning an imaging range with ultrasonic waves to receive an echo, a speed detecting means for detecting a moving speed of an echo source based on a Doppler shift of the received echo, and the moving speed. Of the pulsation of the moving speed by the calculation using the value in the current time phase and the average value from the past time phase to the current time phase, and the strength of the detected pulsation And an image generating unit that generates an image representing the ultrasonic image.
の特定の時期における前記演算の結果を出力する、こと
を特徴とする請求項1ないし請求項4のうちのいずれか
1つに記載の超音波撮像装置。5. The pulsation detecting means outputs the result of the calculation at a specific time in the pulsation cycle of the heart, according to any one of claims 1 to 4. The ultrasonic imaging device according to.
検出手段を備えるとともに、 前記拍動検出手段は、前記心電信号に基づいて前記特定
の時期を定める、ことを特徴とする請求項5に記載の超
音波撮像装置。6. An electrocardiographic signal detecting means for detecting an electrocardiographic signal of an imaging target is provided, and the pulsation detecting means determines the specific time based on the electrocardiographic signal. Item 6. The ultrasonic imaging device according to item 5.
コーを受信する超音波送受信手段と、 前記受信したエコーのドップラシフトに基づきエコー源
の移動速度を検出する速度検出手段と、 前記移動速度につき心臓の拍動周期を通した速度平均値
を求める速度平均手段と、 前記移動速度の現在の時相における値と過去の時相にお
ける値との差分値を求める差分手段と、 前記速度平均値および前記差分値を用いた演算により前
記移動速度の拍動の強度を検出する拍動検出手段と、 前記検出した拍動の強度を表す画像を生成する画像生成
手段と、を具備することを特徴とする超音波撮像装置。7. An ultrasonic wave transmitting / receiving means for repeatedly scanning an imaging range with ultrasonic waves to receive an echo, a speed detecting means for detecting a moving speed of an echo source based on a Doppler shift of the received echo, and the moving speed. A velocity averaging means for obtaining a velocity average value through a heart beat cycle, a difference means for obtaining a difference value between the value of the moving velocity in the current time phase and a value in the past time phase, and the velocity average value And a pulsation detecting unit that detects the intensity of the pulsation at the moving speed by calculation using the difference value, and an image generating unit that generates an image representing the detected intensity of the pulsation. Ultrasonic imaging device.
コーを受信する超音波送受信手段と、 前記受信したエコーのドップラシフトに基づきエコー源
の移動速度を検出する速度検出手段と、 前記移動速度につき心臓の拍動周期を通した速度平均値
を求める速度平均手段と、 前記移動速度の現在の時相における値と過去の時相にお
ける値との差分値を求める差分手段と、 前記差分値につき心臓の拍動周期を通した差分平均値を
求める差分平均手段と、 前記速度平均値および前記差分平均値を用いた演算によ
り前記移動速度の拍動の強度を検出する拍動検出手段
と、 前記検出した拍動の強度を表す画像を生成する画像生成
手段と、を具備することを特徴とする超音波撮像装置。8. An ultrasonic wave transmitting / receiving means for repeatedly scanning an imaging range with ultrasonic waves to receive an echo, a speed detecting means for detecting a moving speed of an echo source based on a Doppler shift of the received echo, and the moving speed. For each of the difference values, a velocity averaging means for obtaining a velocity average value through the pulsation cycle of the heart Difference averaging means for obtaining a difference average value through a pulsation cycle of the heart; pulsation detecting means for detecting pulsation intensity of the moving speed by calculation using the velocity average value and the difference average value; An ultrasonic imaging apparatus, comprising: an image generating unit that generates an image representing the detected intensity of the pulsation.
在の時相における値を用いて前記演算を行う、ことを特
徴とする請求項7または請求項8に記載の超音波撮像装
置。9. The ultrasonic imaging apparatus according to claim 7, wherein the pulsation detecting means performs the calculation using a value of the moving speed in a current time phase.
在の時相における値を用いて前記演算を行う、ことを特
徴とする請求項8または請求項9に記載の超音波撮像装
置。10. The ultrasonic imaging apparatus according to claim 8 or 9, wherein the pulsation detecting means performs the calculation using a value of the difference value in a current time phase.
エコーを受信する超音波送受信手段と、 前記受信したエコーのドップラシフトに基づきエコー源
の移動速度を検出する速度検出手段と、 前記移動速度につき心臓の拍動周期を通した速度最大値
を求める最大速度検出手段と、 前記移動速度の現在の時相における値と過去の時相にお
ける値との差分値を求める差分手段と、 前記速度最大値および前記差分値を用いた演算により前
記移動速度の拍動の強度を検出する拍動検出手段と、 前記検出した拍動の強度を表す画像を生成する画像生成
手段と、を具備することを特徴とする超音波撮像装置。11. An ultrasonic wave transmitting / receiving means for repeatedly scanning an imaging range with ultrasonic waves to receive an echo, a speed detecting means for detecting a moving speed of an echo source based on a Doppler shift of the received echo, and the moving speed. A maximum velocity detecting means for obtaining a maximum velocity value through a heart beat cycle, a difference means for obtaining a difference value between the value of the moving velocity in the present time phase and the value in the past time phase, and the velocity maximum A pulsation detection unit that detects the intensity of the pulsation of the moving speed by calculation using the value and the difference value; and an image generation unit that generates an image representing the detected intensity of the pulsation. A characteristic ultrasonic imaging device.
エコーを受信する超音波送受信手段と、 前記受信したエコーのドップラシフトに基づきエコー源
の移動速度を検出する速度検出手段と、 前記移動速度につき心臓の拍動周期を通した速度最大値
を求める最大速度検出手段と、 前記移動速度の現在の時相における値と過去の時相にお
ける値との差分値を求める差分手段と、 前記差分値につき心臓の拍動周期を通した差分最大値を
求める最大差分検出手段と、 前記速度最大値および前記差分最大値を用いた演算によ
り前記移動速度の拍動の強度を検出する拍動検出手段
と、 前記検出した拍動の強度を表す画像を生成する画像生成
手段と、を具備することを特徴とする超音波撮像装置。12. An ultrasonic wave transmitting / receiving unit for repeatedly scanning an imaging range with ultrasonic waves to receive an echo, a speed detecting unit for detecting a moving speed of an echo source based on a Doppler shift of the received echo, and the moving speed. A maximum velocity detecting means for obtaining a maximum velocity value through the heart beat cycle, a difference means for obtaining a difference value between the value of the moving velocity in the current time phase and the value in the past time phase, and the difference value A maximum difference detecting means for obtaining a maximum difference value through the pulsation cycle of the heart, and a pulsation detecting means for detecting the pulsation intensity of the moving speed by a calculation using the maximum speed value and the maximum difference value. And an image generating unit configured to generate an image representing the detected intensity of the pulsation, the ultrasonic imaging apparatus.
現在の時相における値を用いて前記演算を行う、ことを
特徴とする請求項11または請求項12に記載の超音波
撮像装置。13. The ultrasonic imaging apparatus according to claim 11 or 12, wherein the pulsation detecting means performs the calculation by using a value of the moving speed in a current time phase.
在の時相における値を用いて前記演算を行う、ことを特
徴とする請求項12または請求項13に記載の超音波撮
像装置。14. The ultrasonic imaging apparatus according to claim 12, wherein the pulsation detection means performs the calculation using a value of the difference value in a current time phase.
号検出手段を備えるとともに、 前記拍動検出手段は、前記心電信号に基づいて前記拍動
周期を求める、ことを特徴とする請求項7ないし請求項
14のうちのうちのいずれか1つに記載の超音波撮像装
置。15. An electrocardiographic signal detecting means for detecting an electrocardiographic signal of an imaging target is provided, and the pulsation detecting means obtains the pulsation cycle based on the electrocardiographic signal. The ultrasonic imaging apparatus according to any one of claims 7 to 14.
フトの周期的変化に基づいて前記拍動周期を求める、こ
とを特徴とする請求項7ないし請求項14のうちのうち
のいずれか1つに記載の超音波撮像装置。16. The pulsation detecting means obtains the pulsation cycle based on a periodic change of the Doppler shift, according to any one of claims 7 to 14. The ultrasonic imaging device according to.
拍動の強度の周期的変化に基づいて前記拍動周期を求め
る、ことを特徴とする請求項7ないし請求項14のうち
のうちのいずれか1つに記載の超音波撮像装置。17. The pulsation detecting means obtains the pulsation cycle based on a periodical change in the strength of the pulsation detected by the pulsation detecting means. The ultrasonic imaging device according to any one of 1.
過去の時相における出力信号を用いて前記演算を行う、
ことを特徴とする請求項1ないし請求項17のうちのい
ずれか1つに記載の超音波撮像装置。18. The beat detecting means performs the calculation using an output signal in the past time phase output by itself.
The ultrasonic imaging apparatus according to any one of claims 1 to 17, characterized in that.
の瞬時値に基づいて画像を生成する、ことを特徴とする
請求項1ないし請求項18のうちのいずれか1つに記載
の超音波撮像装置。19. The superimposing apparatus according to claim 1, wherein the image generating unit generates an image based on an instantaneous value of the intensity of the pulsation. Sound wave imaging device.
の時間的平均値に基づいて画像を生成する、ことを特徴
とする請求項1ないし請求項19のうちのいずれか1つ
に記載の超音波撮像装置。20. The image generating means generates an image based on a temporal average value of the intensity of the pulsation, according to any one of claims 1 to 19. Ultrasonic imaging device.
のピークホールド値に基づいて画像を生成する、ことを
特徴とする請求項1ないし請求項18のうちのいずれか
1つに記載の超音波撮像装置。21. The image generating means generates an image based on a peak hold value of the intensity of the pulsation, according to any one of claims 1 to 18. Ultrasonic imaging device.
として表示する表示手段、を具備することを特徴とする
請求項1ないし請求項21のうちのいずれか1つに記載
の超音波撮像装置。22. The ultrasonic wave according to claim 1, further comprising a display unit that displays an image showing the intensity of the pulsation as a three-dimensional image. Imaging device.
ド画像を生成するBモード画像生成手段と、 前記Bモード画像と前記拍動の強度を示す画像とを重ね
合わせて表示する表示手段と、を具備することを特徴と
する請求項1ないし請求項21のうちのいずれか1つに
記載の超音波撮像装置。23. B-mode image generation means for generating a B-mode image based on the received echo, and display means for superimposing and displaying the B-mode image and the image showing the intensity of the pulsation. The ultrasonic imaging apparatus according to any one of claims 1 to 21, further comprising:
度画像生成手段と、前記速度画像と前記拍動の強度を示
す画像とを重ね合わせて表示する表示手段と、を具備す
ることを特徴とする請求項1ないし請求項21のうちの
いずれか1つに記載の超音波撮像装置。24. A velocity image generating means for generating an image showing the moving velocity, and a display means for displaying the velocity image and the image showing the intensity of the beat in an overlapping manner. The ultrasonic imaging apparatus according to any one of claims 1 to 21.
すパワードップラ画像を生成するパワードップラ画像生
成手段と、 前記パワードップラ画像と前記拍動の強度を示す画像と
を重ね合わせて表示する表示手段と、を具備することを
特徴とする請求項1ないし請求項21のうちのいずれか
1つに記載の超音波撮像装置。25. Power Doppler image generating means for generating a power Doppler image representing the power of the Doppler shift signal, and display means for superimposing and displaying the power Doppler image and the image showing the intensity of the beat. The ultrasonic imaging apparatus according to any one of claims 1 to 21, further comprising:
して表示する、ことを特徴とする請求項23ないし請求
項25のうちのいずれか1つに記載の超音波撮像装置。26. The ultrasonic imaging apparatus according to claim 23, wherein the display unit displays the image as a three-dimensional image.
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JP4803520B2 (en) * | 2006-12-01 | 2011-10-26 | 株式会社産学連携機構九州 | Blood flow velocity imaging device |
KR100796929B1 (en) * | 2006-12-28 | 2008-01-22 | 주식회사 포스코 | Device for removing adhered slag in flange of furnace |
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