JP2723458B2 - Ultrasound Doppler diagnostic device - Google Patents
Ultrasound Doppler diagnostic deviceInfo
- Publication number
- JP2723458B2 JP2723458B2 JP5327176A JP32717693A JP2723458B2 JP 2723458 B2 JP2723458 B2 JP 2723458B2 JP 5327176 A JP5327176 A JP 5327176A JP 32717693 A JP32717693 A JP 32717693A JP 2723458 B2 JP2723458 B2 JP 2723458B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- signal
- component
- complex
- circuit
- imaginary
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Expired - Fee Related
Links
Landscapes
- Ultra Sonic Daignosis Equipment (AREA)
Description
【０００１】[0001]
【産業上の利用分野】本発明は、超音波パルスドプラ法
に基づいて生体内の血流情報を表示する超音波ドプラ診
断装置に関し、特にクラッタ成分等の不要信号の除去に
関する。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to an ultrasonic Doppler diagnostic apparatus for displaying blood flow information in a living body based on the ultrasonic pulse Doppler method, and more particularly to the removal of unnecessary signals such as clutter components.
【０００２】[0002]
【従来の技術】医用の分野で用いられている超音波ドプ
ラ診断装置においては、生体内の臓器の白黒断層画像が
実時間で表示され、また生体内に流れている血流の情報
（平均速度、分散又はパワー）が前記断層画像に重ねら
れてカラーで実時間表示される。このため、図１に概略
構成を示すように、超音波ドプラ診断装置は、Ｂモード
像を得るための断層データ処理系１０と血流情報を得る
ためのドプラ信号処理系１２とを有する。後者のドプラ
信号処理系１２において、血流情報は、超音波パルスド
プラ法に基づき、超音波エコーのドプラ偏移を計測する
ことにより得られる。2. Description of the Related Art In an ultrasonic Doppler diagnostic apparatus used in the medical field, a black-and-white tomographic image of an organ in a living body is displayed in real time, and information on the blood flow (average velocity) flowing in the living body is displayed. , Dispersion or power) are superimposed on the tomographic image and displayed in color in real time. Therefore, as schematically shown in FIG. 1, the ultrasonic Doppler diagnostic apparatus includes a tomographic data processing system 10 for obtaining a B-mode image and a Doppler signal processing system 12 for obtaining blood flow information. In the latter Doppler signal processing system 12, the blood flow information is obtained by measuring the Doppler shift of the ultrasonic echo based on the ultrasonic pulse Doppler method.
【０００３】超音波パルスドプラ法によれば、超音波ビ
ームの各ビーム方向について、超音波パルスが所定の周
期で複数回生体内に順次送波され、その際、生体内から
返ってくる各エコーが受信され、それにより得られる受
信信号に基づいてパルス周期にわたるエコー信号の位相
変化（ドプラ偏移周波数）又は相関関数等を算出するこ
とにより血流情報が得られる。そして、血流情報の抽出
を各超音波ビーム方向について行えば、二次元の血流情
報が得られ、二次元ドプラ画像を表示できる。[0003] According to the ultrasonic pulse Doppler method, for each beam direction of the ultrasonic beam, the ultrasonic pulses are successively transmitting a plurality regeneration body at a predetermined cycle, in which each echo returned from a living body Received and the resulting
Blood flow information can be obtained by calculating a phase change (Doppler shift frequency) or a correlation function of an echo signal over a pulse period based on the received signal . Then, if blood flow information is extracted for each ultrasonic beam direction, two-dimensional blood flow information can be obtained, and a two-dimensional Doppler image can be displayed.
【０００４】パルスドプラ法により超音波エコーを順次
受信することにより得られた受信信号には、血流からの
ドプラシフトを受けたエコーに相当するドプラ成分と、
生体内部にある血流以外の静止又は動きの少ない臓器
（例えば、心臓壁）からのエコーに相当するクラッタ成
分と、それ以外のノイズと、が含まれている。このた
め、クラッタ成分を抑圧し、かつノイズを除去して、ド
プラ成分のみを抽出することが必要である。[0004] A reception signal obtained by sequentially receiving ultrasonic echoes by the pulse Doppler method includes a Doppler component corresponding to an echo that has undergone a Doppler shift from a blood flow,
A clutter component corresponding to an echo from an organ (e.g., a heart wall) other than a blood flow inside the living body other than the blood flow and having little or no motion, and noise other than the clutter component are included. For this reason, it is necessary to suppress clutter components and remove noise to extract only Doppler components.
【０００５】図２には、超音波ドプラ診断装置の基本構
成が示されている。FIG. 2 shows a basic configuration of an ultrasonic Doppler diagnostic apparatus.
【０００６】探触子１６及び送受信回路１８により、超
音波パルスが所定の周期で複数回生体内に順次送信さ
れ、生体内から返ってくる各エコーが受信される。送受
信回路１８で所定の処理を受けた受信信号は、直交位相
検波回路２０に入力される。周知のように、直交位相検
波回路２０では、受信信号に対し互いに位相が９０度異
なる基準信号が混合され、この直交検波により直交位相
検波回路２０から、次の複素信号Ｚ（ｔ）（第１の複素
信号）が出力される（ただし、ｔは時間である）。[0006] The probe 16 and the transceiver circuit 18, ultrasonic pulses are sequentially transmitted to the plurality regeneration body at a predetermined period, each echo is received returned from the living body. The received signal that has undergone predetermined processing in the transmission / reception circuit 18 is input to the quadrature phase detection circuit 20. As is well known, quadrature phase detection
In the wave circuit 20, the phases of the received signals are different from each other by 90 degrees.
Are mixed, and the quadrature detection circuit 20 outputs the next complex signal Z (t) (first complex signal
Signal) is output (although, t is time).
【０００７】 Ｚ（ｔ）＝Ｉ（ｔ）＋ｊＱ（ｔ） …（１）上記（１）式では複素信号Ｚ（ｔ）の実数部が便宜上Ｉ
で表わされ、虚数部が便宜上Ｑで表わされている。 すな
わち、位相が９０°異なったＩ信号及びＱ信号が出力さ
れる。このＩ信号とＱ信号がそれぞれＡ／Ｄコンバータ
２２でデジタル信号に変換された後、ＦＩＲ（Finite I
mpluse Response ）フィルタ２４やＭＴＩ（Moving Tar
get Indication）フィルタなどに通され、ここでクラッ
タ成分が抑圧される。Z (t) = I (t) + jQ (t) (1) In the above equation (1), the real part of the complex signal Z (t) is expressed by I for convenience.
And the imaginary part is represented by Q for convenience. That is, the I signal and the Q signal whose phases are different by 90 ° are output. After the I signal and the Q signal are converted into digital signals by the A / D converter 22, respectively, the FIR (Finite I
mpluse Response) filter 24 and MTI (Moving Tar)
get Indication), and the like, where the clutter component is suppressed.
【０００８】そして、クラッタ成分が抑圧されたＩ信号
とＱ信号は、図６に示す従来の相関処理部２６で解析さ
れる。その際、一般的には、自己相関器２８を用いて、
パルス周期τにわたる第１の複素信号Ｚ（ｔ）の自己相
関関数Ｒ（τ）と、τ＝０におけるＺ（ｔ）の自己相関
関数Ｒ（０）と、が求められる。この場合、Ｒ（τ）は
次式に示すように複素数（第２の複素信号）で、実数部
（実数成分）Ｘ（τ）及び虚数部（虚数成分）Ｙ（τ）
から成る。また、Ｒ（０）は実数で、ドプラ信号のパワ
ーＰに相当する。ここで、第２の複素信号Ｒ（τ）を実
軸及び虚軸を直交させた複数平面に表すと、Ｘ（τ）信
号は実軸上の実数成分に相当し、Ｙ（τ）信号は虚軸上
の虚数成分に相当する。 Ｒ（τ）＝＜Ｚ（ｔ）・Ｚ*（ｔ＋τ）＞ …（２） ＝Ｘ（τ）＋ｊＹ（τ） …（３） ここに、＊は複素共役を表し、＜＞は上述の複数回送信
に応じた有限のデータ数における加算平均を表す。そし
て、速度・分散・パワー演算器３０は、Ｒ（τ）の偏角
θから血流の平均速度Ｖを算出し、またＲ（τ）の絶対
値及びＲ（０）から血流の速度分散Ｔを算出すると共
に、ドプラ信号のパワーＰを出力する。相関処理部２６
から出力された血流の平均速度Ｖ、速度分散Ｔ、ドプラ
信号のパワーＰは、次に判別処理回路３２に入力され、
ここで血流情報以外のノイズなどの成分が判別されつつ
選択的に排除される。Then, the I signal and the Q signal in which the clutter component has been suppressed are analyzed by the conventional correlation processing unit 26 shown in FIG. At that time, generally, using an autocorrelator 28,
An autocorrelation function R (τ) of the first complex signal Z (t) over the pulse period τ and an autocorrelation function R (0) of Z (t) at τ = 0 are obtained. In this case, R (τ) is a complex number (second complex signal) as shown in the following equation, and a real part (real component) X (τ) and an imaginary part (imaginary component) Y (τ)
Consists of R (0) is a real number and corresponds to the power P of the Doppler signal. Here, the second complex signal R (τ) is
If the axes and the imaginary axis are represented on a plurality of orthogonal planes, the X (τ) signal
Signal corresponds to the real component on the real axis, and the Y (τ) signal is on the imaginary axis.
Corresponds to the imaginary component of. R (τ) = <Z (t) · Z * (t + τ)> (2) = X (τ) + jY (τ) (3) where * represents complex conjugate, and <> Represents the averaging for a finite number of data according to the number of transmissions. The speed / variance / power calculator 30 calculates the average velocity V of the blood flow from the argument θ of R (τ), and calculates the velocity dispersion of the blood flow from the absolute value of R (τ) and R (0). T is calculated, and the power P of the Doppler signal is output. Correlation processing unit 26
The average velocity V, velocity variance T, and power P of the Doppler signal of the blood flow output from are input to the discrimination processing circuit 32,
Here, components such as noise other than blood flow information are selectively removed while being determined.
【０００９】図６に示すように、従来の判別法では、ノ
イズのパワーが小さいことに着目し、ドプラ信号のパワ
ーＰすなわちＲ（０）の大きさと所定の閾値との比較に
よって、血流情報そのものか否かが判別される。その判
別処理回路は、図６に示すように、比較器３４とゲート
３６で構成される。Ｖ，Ｔ，Ｐのそれぞれについて、判
別処理のためのゲートが必要であるが、図６では、１つ
のゲート３６のみが代表として示され、その入力がＶ，
Ｔ，Ｐとして図示されている。判別処理回路３２の動作
を説明すると、Ｐと所定の閾値Ｓとを比較器３４で比較
し、Ｐ＜Ｓの場合、すなわち相関処理部２６の出力が血
流情報以外の成分と判定された場合、比較器３４の出力
がゲート３６を遮断する。これ以外の場合は、ゲート３
６に入力するＶ，Ｔ，Ｐの信号、即ち血流情報がそのま
まゲートを通過する。As shown in FIG. 6, the conventional discrimination method focuses on the small noise power, and compares the magnitude of the power P of the Doppler signal, ie, R (0), with a predetermined threshold to obtain blood flow information. It is determined whether this is the case. The discrimination processing circuit includes a comparator 34 and a gate 36 as shown in FIG. For each of V, T, and P, a gate for discrimination processing is required. In FIG. 6, only one gate 36 is shown as a representative, and the input is V, T, P.
It is illustrated as T, P. The operation of the discrimination processing circuit 32 will be described. P is compared with a predetermined threshold value S by a comparator 34. When P <S, that is, when the output of the correlation processing unit 26 is determined to be a component other than blood flow information , The output of comparator 34 shuts off gate 36. Otherwise, gate 3
The V, T, and P signals input to 6, ie, blood flow information pass through the gate as it is.
【００１０】そして、ノイズなどが排除された血流情報
は、ＤＳＣ（Digital Scan Converter）を含む画像表示
回路３８に入力され、ここでカラーコーティングされた
後に、カラー画像としてＢモード断層像に重ねて表示器
４０に表示される。[0010] The blood flow information from which noise and the like have been eliminated is input to an image display circuit 38 including a DSC (Digital Scan Converter), where it is color-coated and then superimposed on a B-mode tomographic image as a color image. It is displayed on the display 40.
【００１１】[0011]
【発明が解決しようとする課題】図２において、ＦＩＲ
フィルタ２４は高域通過フィルタであり、周波数の低い
クラッタ成分が主にこのフィルタによって抑圧される。
しかし、ＦＩＲフィルタ２４で抑圧しきれないような振
幅の大きいクラッタ成分もあり、これらが不要のノイズ
としてＦＩＲフィルタ２４から出力される。以降、これ
をクラッタ残存成分と称する。In FIG. 2, the FIR
The filter 24 is a high-pass filter, and low frequency clutter components are mainly suppressed by this filter.
However, there are clutter components having large amplitudes that cannot be completely suppressed by the FIR filter 24, and these are output from the FIR filter 24 as unnecessary noise. Hereinafter, this is referred to as a clutter residual component.
【００１２】また、血流速度の遅い、つまりドプラ偏移
周波数の低いドプラ成分も抑圧されるため、信号のパワ
ーは小さくなる。In addition, since the Doppler component having a low blood flow velocity, that is, a low Doppler shift frequency is also suppressed, the signal power is reduced.
【００１３】すなわち、従来の判別処理回路３２では、
その回路に入力する信号のパワーＰの大きさによって、
血流情報そのものか否かを判断しているため、ノイズは
排除されるものの、同時にパワーの小さいドプラ成分に
基づく血流情報も失われてしまう。また、クラッタ残存
成分が十分に排除されず、表示されることがある。That is, in the conventional discrimination processing circuit 32,
Depending on the magnitude of the power P of the signal input to the circuit,
Since it is determined whether or not the blood flow information itself, the noise is eliminated, but at the same time, the blood flow information based on the low-power Doppler component is also lost. In addition, clutter remaining components may not be sufficiently removed and may be displayed.
【００１４】本発明は、このような課題に鑑みなされた
ものであり、その目的は、血流情報と血流情報以外の成
分とを高精度で判別処理でき、回路の構成が簡単な判別
処理回路を有する超音波ドプラ診断装置を提供すること
にある。SUMMARY OF THE INVENTION The present invention has been made in view of the above-described problems, and has as its object to determine blood flow information and components other than blood flow information with high accuracy, and to perform a determination process with a simple circuit configuration. An ultrasonic Doppler diagnostic apparatus having a circuit is provided.
【００１５】[0015]
【課題を解決するための手段】上記目的を達成するため
に、本発明は、受信信号を直交検波することによって第
１の複素信号に変換する直交検波回路と、前記第１の複
素信号に対して自己相関演算を行い、その自己相関結果
として、複素平面上の実数成分及び虚数成分からなる第
２の複素信号を出力する自己相関回路と、前記第２の複
素信号の実数成分及び虚数成分が入力され、その両者の
値の組合せから不要信号を判別する判別回路と、前記判
別結果に従って、前記不要信号の除去処理を行う回路
と、を含むことを特徴とする。In order to achieve the above object, the present invention provides a quadrature detection of a received signal.
A quadrature detection circuit for converting the signal into one complex signal, and performing an autocorrelation operation on the first complex signal, and calculating the autocorrelation result.
As the first component consisting of a real component and an imaginary component on the complex plane.
Autocorrelation circuit for outputting a second complex signal, the second double
A real number component and an imaginary number component of an elementary signal are input, a discriminating circuit for discriminating an unnecessary signal from a combination of the values of the two, and a circuit for removing the unnecessary signal according to the discrimination result, I do.
【００１６】[0016]
【作用】上記構成によれば、ノイズやクラッタ残存成分
から成る不要信号成分は、自己相関結果である第２の複
素信号の実数成分及び虚数成分の値の組合せに基づいて
判別される。ここで、パワーのみにより判別を行う場合
には、ノイズやクラッタ残存成分を判別することは困難
であるが、本発明では、第２の複素信号が表される複素
平面上にノイズやクラッタ残存成分の分布を表した場合
に、それらが一定領域に集中することに着目し、従来と
は異なり、実数成分及び虚数成分の両者を独立して考慮
することによって、不要信号の排除を効果的に行うもの
である。According to the above arrangement, the unnecessary signal component consisting of noise and clutter residual components is used for the second complex which is the autocorrelation result.
The determination is made based on a combination of values of the real component and the imaginary component of the elementary signal. Here, it is difficult to determine the noise and the clutter residual component when the determination is performed only based on the power. However, in the present invention, the noise and the clutter residual component are displayed on a complex plane representing the second complex signal. When the distributions are expressed, they are concentrated on a certain area, and unlike the conventional case, the unnecessary signal is effectively eliminated by independently considering both the real number component and the imaginary number component. Things.
【００１７】[0017]
【実施例】以下、本発明の好適な実施例を図面に基づい
て説明する。DESCRIPTION OF THE PREFERRED EMBODIMENTS Preferred embodiments of the present invention will be described below with reference to the drawings.
【００１８】図１には、本発明に係る超音波ドプラ診断
装置の全体的な概略構成が示されている。また、図２に
は、本発明に係る超音波ドプラ診断装置の基本構成が示
されている。図１において、上述したように、探触子１
６及び送受信回路１８により、超音波パルスが生体内に
送信され、生体内から返ってくるエコーが受信される。
送受信回路１８で所定の処理を受けた受信信号は、断層
データ処理系１０及びドプラ信号処理系１２に入力され
る。FIG. 1 shows an overall schematic configuration of an ultrasonic Doppler diagnostic apparatus according to the present invention. FIG. 2 shows a basic configuration of an ultrasonic Doppler diagnostic apparatus according to the present invention. In FIG. 1, as described above, the probe 1
By 6 and the transceiver circuit 18, an ultrasonic pulse is transmitted into the living body, echo is received returned from the living body.
The received signal that has undergone predetermined processing in the transmission / reception circuit 18 is input to the tomographic data processing system 10 and the Doppler signal processing system 12.
【００１９】断層データ処理系１０は、Ｂモード断層像
を得るための回路である。その出力が画像表示回路３８
に入力され、表示器４０に表示される。一方、ドプラ信
号処理系１２は、図２に示した回路構成を有し、上述し
たように血流の平均速度Ｖ、血流の速度分散Ｔ又はドプ
ラ信号のパワーＰを得るための回路である。その出力は
画像表示回路３８に入力される。そして、これが画像表
示回路３８でカラーコーティングされて白黒のＢモード
断層像に重ねてカラーで表示器４０に表示される。The tomographic data processing system 10 is a circuit for obtaining a B-mode tomographic image. The output is the image display circuit 38
And is displayed on the display 40. On the other hand, the Doppler signal processing system 12 has the circuit configuration shown in FIG. 2 and is a circuit for obtaining the average velocity V of the blood flow, the velocity dispersion T of the blood flow, or the power P of the Doppler signal as described above. . The output is input to the image display circuit 38. Then, this is color-coated by the image display circuit 38 and superimposed on a black and white B-mode tomographic image to be displayed on the display 40 in color.
【００２０】ドプラ信号処理系１２において、図３に示
す本発明に係る判別処理回路４２によれば、血流情報と
血流情報以外の成分とを従来より高精度で判別処理でき
る。この判別処理について以下に説明する。なお、図示
されるように、自己相関器２８には、従来同様に、第１
の複素信号である直交検波後の上記Ｉ信号及びＱ信号が
入力される。そして、自己相関器２８から、従来同様に
第２の複素信号であるＸ信号（実数成分）及びＹ信号
（虚数成分）が出力される。 In the Doppler signal processing system 12, according to the discrimination processing circuit 42 according to the present invention shown in FIG. 3, it is possible to discriminate between blood flow information and components other than blood flow information with higher accuracy than before. This determination processing will be described below. Note that
As shown in FIG.
The I and Q signals after quadrature detection, which are complex signals of
Is entered. Then, from the autocorrelator 28, as in the past,
X signal (real component) and Y signal as second complex signals
(Imaginary component) is output.
【００２１】実験によれば、ノイズ及びクラッタ残存成
分は、自己相関器出力Ｒ（τ）の複素平面（即ち、Ｘ
（τ）・ｊＹ（τ）を横軸・縦軸にした平面）上で、図
４（Ａ）に示すような分布をしている。Experiments have shown that the noise and clutter residual components are represented in the complex plane of the autocorrelator output R (τ) (ie, X
4 (A) on ((.tau.). JY (.tau.) As a horizontal axis and a vertical axis).
【００２２】図４（Ａ）１０２に示すように、クラッタ
の周波数は低いため、クラッタ残存成分は、Ｒ（τ）の
複素平面の右辺（正側）のＸ（τ）軸の近傍に分布して
いる（この成分のＲ（τ）の偏角は小さい）。As shown in FIG. 4A, since the frequency of the clutter is low, the clutter residual component is distributed near the X (τ) axis on the right side (positive side) of the complex plane of R (τ). (The argument of R (τ) of this component is small).
【００２３】一方、ノイズに関して、Ｉ信号とＱ信号に
独立な白色ノイズが加えられる場合、Ｒ（τ）における
ノイズの統計的性質を解析すると、ノイズ成分の期待値
は、Ｒ（τ）の虚数部Ｙ（τ）では０となるのに対し
て、実数部Ｘ（τ）ではノイズの二乗の項が残る。これ
をＸ（τ）におけるバイアスｂとすれば、例えば、クラ
ッタ成分を抑圧するためのフィルタとして図７に示すＦ
ＩＲフィルタを用いる場合は、ｂは次式で与えられる。On the other hand, with respect to noise, when independent white noise is added to the I signal and the Q signal, the statistical value of the noise in R (τ) is analyzed, and the expected value of the noise component is the imaginary number of R (τ). In the part Y (τ), the value is 0, whereas in the real part X (τ), a noise square term remains. Assuming that this is a bias b at X (τ), for example, a filter shown in FIG.
When an IR filter is used, b is given by the following equation.
【００２４】[0024]
【数１】 （４）式から分かるように、ｂは、Ｉ信号又はＱ信号に
おけるノイズの分散（パワー）σ2 と、インパルス応答
の長さがＮであるＦＩＲフィルタの係数ａi の自己相関
と、に比例する。ＦＩＲフィルタは高域通過フィルタで
あるため、ｂは通常、負の値を持つ。(Equation 1) As can be seen from equation (4), b is proportional to the noise variance (power) σ 2 in the I signal or the Q signal and the autocorrelation of the coefficient a i of the FIR filter whose impulse response length is N. I do. Since the FIR filter is a high-pass filter, b usually has a negative value.
【００２５】よって、ノイズは、図４（Ａ）１００に示
すようにＲ（τ）の複素平面の原点の左辺（負側）に偏
って分布していることがわかる。分布の領域の大きさ及
び形状は、上記（２）式における加算平均の回数、ノイ
ズのパワー、ＦＩＲフィルタのａとＮ、装置のゲイン、
等に依存する。Therefore, it can be seen that the noise is distributed to the left side (negative side) of the origin of the complex plane of R (τ) as shown in FIG. The size and shape of the distribution area are determined by the number of times of averaging in equation (2), noise power, a and N of the FIR filter, gain of the device,
And so on.
【００２６】このように、Ｒ（τ）の複素平面上に、ノ
イズとクラッタ残存成分の分布領域を同定することがで
きるので、本実施例の装置は、これらの分布領域に応じ
て適当な閾値（不要信号の判別境界線）を設定して、血
流情報と血流情報以外の成分を精度よく判別するもので
ある。すなわち、自己相関器の出力である実数部Ｘ及び
虚数部Ｙを座標化して形成される複素平面内に、閾値曲
線で囲まれる二次元領域としての判別領域を設け、実数
部Ｘ及び虚数部Ｙで特定される点が当該領域内にある場
合、クラッタ残存成分及びノイズの存在が判定される。As described above, since the distribution region of the noise and the clutter residual component can be identified on the complex plane of R (τ), the apparatus according to the present embodiment provides an appropriate threshold value in accordance with these distribution regions. (Determination boundary line of unnecessary signal) is set, and blood flow information and components other than the blood flow information are accurately determined. That is, a discrimination area as a two-dimensional area surrounded by a threshold curve is provided in a complex plane formed by coordinating the real part X and the imaginary part Y output from the autocorrelator, and the real part X and the imaginary part Y If the point specified by is within the area, the presence of clutter remaining components and noise is determined.
【００２７】図３には、本実施例における判別処理回路
４２の構成が示されている。以下、その動作について説
明する。まず、相関処理部２６から、自己相関器２８の
複素出力、即ちＲ（τ）の実数部Ｘ及び虚数部Ｙと、速
度・分散・パワー演算器３０で算出された血流の平均速
度Ｖ、速度分散Ｔ、ドプラ信号のパワーＰの信号が出力
され、それらの信号が判別処理回路４２に入力される。
判別処理回路４２は、記憶媒体を備える閾値テーブル４
４、比較器４６及びゲート４８で構成される。FIG. 3 shows the configuration of the discrimination processing circuit 42 in this embodiment. Hereinafter, the operation will be described. First, from the correlation processing unit 26, the complex output of the autocorrelator 28, that is, the real part X and imaginary part Y of R (τ), the average velocity V of the blood flow calculated by the velocity / variance / power calculator 30, Signals of the velocity dispersion T and the power P of the Doppler signal are output, and these signals are input to the discrimination processing circuit 42.
The discrimination processing circuit 42 includes a threshold table 4 having a storage medium.
4. It comprises a comparator 46 and a gate 48.
【００２８】閾値テーブル４４のアドレス端子には、Ｙ
の符号ビット（図３ではsgn で図示）とＸとが供給され
ている。閾値テーブル４４内には、Ｙの符号とＸの値と
に対応する各閾値の値が予め記憶されている。本実施例
は、図４（Ａ）１００、１０２に示すように、ノイズと
クラッタ残存の分布領域のそれぞれに対して別々の閾値
を設定するか、又は図４（Ｂ）１０４に示すように、こ
れらの領域に対して１つの閾値を設定する。これらの閾
値は、（２）式における加算平均の回数、ノイズとクラ
ッタ残存成分のパワー、ＦＩＲフィルタのインパルス応
答の長さＮとその係数ａi 、装置のゲイン、などのパラ
メータによって設定され、また、これらのパラメータに
よって変化することができる。その場合、１つは複数の
パラメータに応じて閾値を自動的に最適化する回路を設
ける。The address terminal of the threshold value table 44
(Shown as sgn in FIG. 3) and X are supplied. In the threshold value table 44, each threshold value corresponding to the sign of Y and the value of X is stored in advance. In this embodiment, as shown in FIGS. 4A and 4B, different thresholds are set for each of the noise and the remaining clutter distribution regions, or as shown in FIG. One threshold is set for these areas. These thresholds are set by parameters such as the number of times of averaging in equation (2), the power of noise and clutter residual components, the length N of the impulse response of the FIR filter and its coefficient a i , and the gain of the device. , Can vary with these parameters. In that case, one is provided with a circuit for automatically optimizing the threshold according to a plurality of parameters.
【００２９】このようにＹの符号とＸの値に応じて、閾
値テーブル４４から閾値Ｈが出力され、比較器４６に入
力される。比較器４６の一方端子にはＹが接続され、比
較器４６の出力はゲート４８に接続されている。ゲート
４８では、血流の平均速度Ｖ、速度分散Ｔ又はドプラ信
号のパワーＰが入力される。Ｖ，Ｔ，Ｐのそれぞれにつ
いて、判別処理のためのゲート４８が必要であるが、図
３では、１つのゲートのみが代表として示され、その入
力をＶ，Ｔ，Ｐと図示する。As described above, the threshold value H is output from the threshold value table 44 according to the sign of Y and the value of X, and is input to the comparator 46. Y is connected to one terminal of the comparator 46, and the output of the comparator 46 is connected to a gate 48. The gate 48 receives the average velocity V of the blood flow, the velocity dispersion T, or the power P of the Doppler signal. For each of V, T, and P, a gate 48 for discrimination processing is required. In FIG. 3, only one gate is shown as a representative, and its inputs are shown as V, T, and P.
【００３０】比較器４６は、Ｙ＜Ｈの場合、即ち自己相
関器２８の出力がノイズ又はクラッタ残存成分と判定さ
れた場合、ゲートを遮断し又はゲートの出力を０にす
る。これによって血流情報以外の成分が排除される。こ
れ以外の場合は、ゲート４８に入力するＶ，Ｔ，Ｐの信
号が血流情報と判定され、そのままゲートを通し、画像
表示回路３８に入力されて表示器４０に表示される。When Y <H, that is, when it is determined that the output of the autocorrelator 28 is noise or a clutter residual component, the comparator 46 shuts off the gate or sets the output of the gate to 0. As a result, components other than the blood flow information are excluded. In other cases, the V, T, and P signals input to the gate 48 are determined as blood flow information, passed through the gate as it is, input to the image display circuit 38, and displayed on the display 40.
【００３１】次に、本実施例の変形例について以下に説
明する。Next, a modification of this embodiment will be described below.
【００３２】閾値が図４に示すようなＸ軸に対して上下
対称のものであれば、図３の閾値テーブル４４に入力す
るsgn （Ｙの符号）信号を省略し、その代わりにＹを絶
対値回路に通した後、Ｙの絶対値｜Ｙ｜を比較器４６に
入力することができる。If the threshold value is vertically symmetrical with respect to the X axis as shown in FIG. 4, the sgn (sign of Y) signal input to the threshold value table 44 in FIG. After passing through the value circuit, the absolute value | Y | of Y can be input to the comparator 46.
【００３３】また、図３の比較器４６を省略して、判別
処理回路４２は、図５に示すように、Ｘ，Ｙの二次元の
閾値テーブル５０を用いることもできる。これは、閾値
テーブル５０に入力するＸとＹによる座標が閾値の外又
は内に応じて、閾値テーブル５０の出力（１又は０）が
ゲート４８を開閉するものである。The comparator 46 in FIG. 3 can be omitted, and the discrimination processing circuit 42 can use a two-dimensional X and Y threshold table 50 as shown in FIG. This means that the output (1 or 0) of the threshold table 50 opens and closes the gate 48 depending on whether the X and Y coordinates input to the threshold table 50 are outside or inside the threshold.
【００３４】また、前述したように、Ｘには（４）式に
示すバイアスｂが生じる。そこで、図３又は図５におい
て、減算器（図示せず）によってＸ値からｂを引いたも
のを閾値テーブル４４、５０に入力することができる。
このことは、即ち自己相関器２８出力について、図４に
示す複素平面の原点を｜ｂ｜分左にシフトさせることに
相当する。Further, as described above, the bias b shown in the equation (4) occurs in X. Therefore, in FIG. 3 or FIG. 5, the value obtained by subtracting b from the X value by a subtractor (not shown) can be input to the threshold tables 44 and 50.
This corresponds to shifting the origin of the complex plane shown in FIG. 4 to the left by | b | for the output of the autocorrelator 28.
【００３５】いずれの構成によっても、ＸとＹとの組合
せで不要信号か否かを判別すれば、従来排除できなかっ
たクラッタ成分等を効果的に抑制できる。In any case, if the combination of X and Y is used to determine whether the signal is an unnecessary signal, clutter components and the like that cannot be eliminated conventionally can be effectively suppressed.
【００３６】[0036]
【発明の効果】以上説明したように、本発明によれば、
ノイズやクラッタ残存成分を効果的に除去することがで
きる。As described above, according to the present invention,
Noise and clutter remaining components can be effectively removed.
【図１】超音波ドプラ診断装置の概略構成を示すブロッ
ク図である。FIG. 1 is a block diagram illustrating a schematic configuration of an ultrasonic Doppler diagnostic apparatus.
【図２】超音波ドプラ診断装置の基本構成を示すブロッ
ク図である。FIG. 2 is a block diagram illustrating a basic configuration of an ultrasonic Doppler diagnostic apparatus.
【図３】本発明に係る判別処理回路の構成を示すブロッ
ク図である。FIG. 3 is a block diagram illustrating a configuration of a discrimination processing circuit according to the present invention.
【図４】本発明の原理を示す原理説明図である。FIG. 4 is a principle explanatory view showing the principle of the present invention.
【図５】本発明に係る判別処理回路の変形例を示す図で
ある。FIG. 5 is a diagram showing a modification of the discrimination processing circuit according to the present invention.
【図６】従来の判別処理回路のブロック図である。FIG. 6 is a block diagram of a conventional discrimination processing circuit.
【図７】ＦＩＲフィルタの構成を示す図である。FIG. 7 is a diagram showing a configuration of an FIR filter.
２６ 相関処理部 ２８ 自己相関器 ３０ 速度・分散・パワー演算器 ４２ 判別処理回路 ４４、５０ 閾値テーブル ４６ 比較器 ４８ ゲート 26 Correlation processing unit 28 Autocorrelator 30 Speed / variance / power calculator 42 Discrimination processing circuit 44, 50 Threshold table 46 Comparator 48 Gate
Claims (5)
１の複素信号に変換する直交検波回路と、 前記第１の 複素信号に対して自己相関演算を行い、その
自己相関結果として、複素平面上の実数成分及び虚数成
分からなる第２の複素信号を出力する自己相関回路と、 前記第２の複素信号の実数成分及び虚数成分が入力さ
れ、その両者の値の組合せから不要信号を判別する判別
回路と、 前記判別結果に従って、前記不要信号の除去処理を行う
回路と、 を含むことを特徴とする超音波ドプラ診断装置。1. A quadrature detection method for a received signal,
And a quadrature detection circuit for converting the complex signal into a single complex signal and an autocorrelation operation on the first complex signal. As a result of the autocorrelation , a real component and an imaginary component on a complex plane are obtained.
An autocorrelation circuit that outputs a second complex signal composed of two components, a discrimination circuit to which a real component and an imaginary component of the second complex signal are input, and that discriminates an unnecessary signal from a combination of values of the two components; And a circuit for removing the unnecessary signal according to the following.
ごとに設定された閾値で構成される閾値テーブルを含
み、前記第２の複素信号の虚数成分が前記閾値と比較さ
れて判別が行われることを特徴とする超音波ドプラ診断
装置。2. A device according to claim 1, before SL discrimination circuit includes a threshold table consists of a threshold set for each value of the real component of the second complex signal, the second An ultrasonic Doppler diagnostic apparatus, wherein an imaginary component of a complex signal is compared with the threshold to make a determination.
分布領域に前記第２の複素信号の実数成分及び虚数成分
に基づいて設定される点が属する場合に不要信号である
と判別することを特徴とする超音波ドプラ診断装置。3. A device according to claim 1, wherein the discrimination circuit is set based on the real component及beauty imaginary number component of said second complex signal with the undesired signal distribution region that is set on the complex plane An ultrasonic Doppler diagnostic apparatus characterized in that when a point belongs to the signal, the signal is determined to be an unnecessary signal.
残存成分分布領域の少なくとも一方を包含することを特
徴とする超音波ドプラ診断装置。4. The apparatus according to claim 3, wherein the unnecessary signal distribution area includes at least one of a noise distribution area and a clutter residual component distribution area.
１の複素信号に変換する工程と、 前記第１の 複素信号に対して自己相関演算を行い、その
自己相関結果として、複素平面上の実数成分及び虚数成
分からなる第２の複素信号を出力する工程と、前記 複素平面上でノイズ分布領域及びクラッタ残存成分
分布領域が局所集中することを利用して、前記第２の複
素信号の実数成分及び前記虚数成分の値の組合せに基づ
いて不要信号を判別する工程と、 前記判別結果に従って、前記不要信号の除去処理を行う
工程と、 を含むことを特徴とする超音波ドプラ診断装置における
不要信号除去方法。5. The method according to claim 1 , wherein the quadrature detection of the received signal is performed.
And converting the first complex signal to an autocorrelation operation, and as a result of the autocorrelation , a real component and an imaginary component on a complex plane.
And outputting the minutes was the second complex signal, the noise distribution area and clutter residual component distribution region on the complex plane is then utilized to local concentration, the second double
Real component of Motoshingo and based on the combination of the values of the imaginary component
An unnecessary signal discriminating step, and a step of removing the unnecessary signal in accordance with the result of the discrimination.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP5327176A JP2723458B2 (en) | 1993-12-24 | 1993-12-24 | Ultrasound Doppler diagnostic device |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP5327176A JP2723458B2 (en) | 1993-12-24 | 1993-12-24 | Ultrasound Doppler diagnostic device |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH07178092A JPH07178092A (en) | 1995-07-18 |
| JP2723458B2 true JP2723458B2 (en) | 1998-03-09 |
Family
ID=18196163
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP5327176A Expired - Fee Related JP2723458B2 (en) | 1993-12-24 | 1993-12-24 | Ultrasound Doppler diagnostic device |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP2723458B2 (en) |
Families Citing this family (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP4282382B2 (en) * | 2003-06-23 | 2009-06-17 | トキコテクノ株式会社 | Fuel supply device |
| EP2248468B1 (en) * | 2009-04-30 | 2014-07-02 | Medison Co., Ltd. | Ultrasound system and method for adaptively performing clutter filtering |
| JP6282942B2 (en) * | 2014-06-18 | 2018-02-21 | キヤノンメディカルシステムズ株式会社 | Ultrasonic diagnostic apparatus, image processing apparatus, and image processing program |
Family Cites Families (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP3029315B2 (en) * | 1990-03-30 | 2000-04-04 | 株式会社東芝 | Ultrasound blood flow imaging device |
| JP3093823B2 (en) * | 1991-07-02 | 2000-10-03 | フクダ電子株式会社 | Ultrasound Doppler diagnostic device |
| JP3048691B2 (en) * | 1991-08-26 | 2000-06-05 | ジーイー横河メディカルシステム株式会社 | Ultrasound diagnostic equipment |
| JPH05192335A (en) * | 1992-01-22 | 1993-08-03 | Yokogawa Medical Syst Ltd | Ultrasonic diagnostic device with doppler function |
-
1993
- 1993-12-24 JP JP5327176A patent/JP2723458B2/en not_active Expired - Fee Related
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH07178092A (en) | 1995-07-18 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| US6406430B1 (en) | Ultrasound image display by combining enhanced flow imaging in B-mode and color flow mode | |
| US6277075B1 (en) | Method and apparatus for visualization of motion in ultrasound flow imaging using continuous data acquisition | |
| JP2738939B2 (en) | Doppler ultrasound equipment | |
| US4800891A (en) | Doppler velocity processing method and apparatus | |
| EP1188068B1 (en) | Method and apparatus for flash suppression in two-dimensional ultrasound imaging | |
| US5445156A (en) | Method for adaptively filtering doppler signals using a complex time domain filter | |
| JP4627366B2 (en) | Method and apparatus for motion visualization in ultrasonic flow imaging using packet data acquisition | |
| CN102292028B (en) | Ultrasonic diagnostic device | |
| US6402694B1 (en) | Color imaging display method and apparatus for color doppler imaging system | |
| JPH10309278A (en) | Imaging system for speed of ultrasonic scatterer | |
| US6059729A (en) | Method and apparatus for edge enhancement in ultrasound imaging | |
| US7803114B2 (en) | Ultrasonic diagnostic apparatus and data processing method therefor | |
| JP2000342585A (en) | Ultrasonic diagnostic device | |
| JPH04218143A (en) | Ultrasonic blood current imaging apparatus | |
| JP2723458B2 (en) | Ultrasound Doppler diagnostic device | |
| JPH02164352A (en) | Ultrasonic diagnostic image processing device | |
| US6045504A (en) | Method and apparatus for polynomial approximation of nonlinear operations in medical ultrasound imaging | |
| JPH08168489A (en) | Ultrasonic diagnostic apparatus | |
| KR100656861B1 (en) | Image processing system and method for rendering volume data | |
| JP2938125B2 (en) | Ultrasound diagnostic equipment | |
| JP4746758B2 (en) | Ultrasound image display by combining enhanced flow imaging in B mode and color flow mode | |
| JPH0523334A (en) | Ultrasonic doppler image apparatus | |
| JP2830312B2 (en) | Ultrasound diagnostic equipment | |
| JP3569330B2 (en) | Ultrasound diagnostic equipment | |
| Yoo | for 3D Color Doppler Imaging |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20101128 Year of fee payment: 13 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20121128 Year of fee payment: 15 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20131128 Year of fee payment: 16 |
|
| LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |