JP3153316B2 - Ultrasound diagnostic equipment - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION

【０００１】[0001]

【産業上の利用分野】本発明は、超音波を被検体に照射
し、その反射信号により被検体内部を映像化する、医療
用超音波診断装置に係わり、特に、ドプラ効果を利用し
被検体内部の動き（血流動態など）を映像化する、ドプ
ラ機能付超音波診断装置に関する。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to a medical ultrasonic diagnostic apparatus which irradiates an ultrasonic wave to a subject and visualizes the inside of the subject by a reflected signal, and more particularly to a medical ultrasonic diagnostic apparatus utilizing the Doppler effect. The present invention relates to an ultrasonic diagnostic apparatus with a Doppler function that visualizes internal movements (blood flow dynamics and the like).

【０００２】超音波診断装置には、被検体内部構造を映
像化するＢモード機能と，血流など動きに関する情報を
映像化するドプラ機能などがある。該Ｂモード機能は、
細く絞られた超音波ビームで被検体を走査し、その反射
信号を輝度変調し、Ｂモード断層像を得るもので、通
常、階調性を持ったモノクロ像としてモニター表示され
る。[0002] Ultrasound diagnostic apparatuses have a B-mode function for imaging the internal structure of a subject and a Doppler function for imaging information relating to movement such as blood flow. The B-mode function is
The object is scanned with a narrowly focused ultrasonic beam, the reflected signal is subjected to luminance modulation, and a B-mode tomographic image is obtained. The B-mode tomographic image is usually displayed on a monitor as a monochrome image having gradation.

【０００３】一方、ドプラ機能は、血流など動きのある
反射・散乱体からの反射信号がドプラ効果により周波数
シフトする原理を利用し、そのシフト量を解析すること
により動態を映像化する。On the other hand, the Doppler function utilizes the principle that a reflected signal from a moving reflecting / scattering body such as a blood flow shifts in frequency by the Doppler effect, and analyzes the shift amount to visualize the dynamics.

【０００４】該ドプラ機能には、パルス・ドプラ（ＰＷ
Ｄ）や，カラー・フロー・マッピング（ＣＦＭ）などと
称される機能がある。該パルス・ドプラ（ＰＷＤ）は、
上記Ｂモード断層像内の任意の点（サンプル・ボリュー
ム）の動態に注目し、その周波数シフトを高速フーリエ
変換（ＦＦＴ）などの周波数解析手法によりスペクトラ
ムとして求め、更に、スペクトラムの時間的変化として
映像化する。The Doppler function includes a pulse Doppler (PW).
D) and a function called color flow mapping (CFM). The pulse Doppler (PWD)
Attention is paid to the dynamics of an arbitrary point (sample volume) in the B-mode tomographic image, and its frequency shift is obtained as a spectrum by a frequency analysis method such as fast Fourier transform (FFT). Become

【０００５】従って、注目部位（関心領域）の流速や，
その時間変化を認識し易い反面、例えば、心腔内全体の
血流動態などを把握する場合においては、順次、サンプ
ル・ボリュームを移動させ、隈なく観察することとなり
多大な診断時間を要する。[0005] Therefore, the flow velocity of the region of interest (region of interest),
While it is easy to recognize the time change, for example, when grasping the blood flow dynamics of the whole heart chamber, the sample volume is sequentially moved and observed thoroughly, which requires a great deal of diagnostic time.

【０００６】カラー・フロー・マップ(CFM) は、この点
を改善し、上記Ｂモード断層像内の広い範囲の動き（平
均流速）を、自己相関法と呼ばれる手法により求め、Ｂ
モード像に重ね合わせる。この際、カラー表示するなど
してモノクロのＢモード断層像と区別可能なものとす
る。The color flow map (CFM) improves this point, and obtains a wide range of motion (average flow velocity) in the B-mode tomographic image by a method called an autocorrelation method.
Superimpose on the mode image. At this time, it can be distinguished from a monochrome B-mode tomographic image by performing color display or the like.

【０００７】従って、動きの全体像を把握でき、例え
ば、心腔内の弁逆流や狭窄などの異常箇所の発見が容易
に行える。反面、流速値を色の色相や明るさなどで表現
するため、画像を見ただけでは、流速値の正確な把握が
困難である。[0007] Therefore, it is possible to grasp the whole picture of the movement, and to easily find an abnormal part such as a valve regurgitation or stenosis in the heart chamber. On the other hand, since the flow velocity value is expressed by the hue and brightness of the color, it is difficult to accurately grasp the flow velocity value only by looking at the image.

【０００８】一般に、腹部組織の異常組織（例えば、肝
細胞癌等）の診断においては、該異常組織の周りにどの
ような特性の血流が存在するかが重要となる。例えば、
該異常組織に対して、脈動波のある動脈が入っている
と、該異常組織の癌化が疑われる。In general, when diagnosing abnormal tissue of abdominal tissue (for example, hepatocellular carcinoma), it is important to determine what characteristics of blood flow exist around the abnormal tissue. For example,
If an artery with a pulsating wave enters the abnormal tissue, canceration of the abnormal tissue is suspected.

【０００９】このような場合に、上記パルス・ドプラ
（ＰＷＤ）像で、該脈動波を位置を知ろうとすると、該
異常組織の周囲の複数個の関心領域について、該脈動波
の有無を調べる必要があり、現実的でない。In such a case, if the position of the pulsation wave is to be known from the pulse Doppler (PWD) image, it is necessary to examine the presence or absence of the pulsation wave in a plurality of regions of interest around the abnormal tissue. There is not realistic.

【００１０】従って、該Ｂモード像上において、脈動波
（動脈）が存在する領域と，定常波（静脈）の存在する
領域等が、１枚のＢモード像の画像中に表示されること
が、診断速度を向上させる上で必要となる。Therefore, on the B-mode image, an area where a pulsating wave (artery) exists, an area where a standing wave (vein) exists, and the like are displayed in one B-mode image. Necessary for improving the diagnosis speed.

【００１１】[0011]

【従来の技術】図８は、従来の超音波診断装置を説明す
る図である。本図において、1 は、超音波を送受信する
超音波トランスデューサであり、ビーム・フォーマ部 2
からの送信信号を超音波に変換し、又被検体からの反射
波を電気信号に変換する。2. Description of the Related Art FIG. 8 is a view for explaining a conventional ultrasonic diagnostic apparatus. In the figure, reference numeral 1 denotes an ultrasonic transducer for transmitting and receiving ultrasonic waves, and a beam former 2
The transmission signal from the object is converted into an ultrasonic wave, and the reflected wave from the subject is converted into an electric signal.

【００１２】2 は、制御部 11 の指定する走査方向へ超
音波ビームを収束させるための上記ビーム・フォーマ部
であり、3,4 は、各走査方向からの受信信号をデジタル
化し、表示用メモリーに書き込むためのＢモード用のデ
ィジタル・スキャン・コンバータ (Ｂモード用ＤＳＣ）
部である。該ディジタル・スキャン・コンバータ(DSC)
部では、ビーム状の超音波信号で、被検体を、例えば、
扇状に走査したとき、時系列に入ってくる該超音波のエ
コー信号を、ディジタル信号に変換し、該ディジタル信
号をビットマップメモリ上に、上記走査した扇状に記憶
する。Reference numeral 2 denotes a beam former for converging an ultrasonic beam in a scanning direction designated by the controller 11. Reference numerals 3 and 4 each digitize a signal received from each scanning direction and store the digitized signal in a display memory. Mode B-mode digital scan converter (B-mode DSC)
Department. Digital Scan Converter (DSC)
In the part, the subject, with a beam-like ultrasonic signal, for example,
When the scanning is performed in a fan shape, the echo signals of the ultrasonic waves that enter the time series are converted into digital signals, and the digital signals are stored in a bit map memory in the scanned fan shape.

【００１３】6 は、上記ビーム・フォーマ部 2からの受
信信号をミキサーにより、ドプラ信号に復調し、自己相
関法により平均流速，分散，流れの向きなどを検出する
ためのカラー・フロー・マップ(CFM) 解析部であり、7
は、上記カラー・フロー・マップ(CFM) 解析部 6の出力
を、上記、Ｂモード用のディジタル・スキャン・コンバ
ータ (Ｂモード用ＤＳＣ）部 3,4と同様にして、表示用
メモリに書き込むためのカラー・フロー・マップ(CFM)
用ディジタル・スキャン・コンバータ (ＣＦＭ用ＤＳ
Ｃ) 部である。A color flow map (6) for demodulating a received signal from the beam former unit 2 into a Doppler signal by a mixer and detecting an average flow velocity, dispersion, flow direction and the like by an autocorrelation method. (CFM)
Is to write the output of the color flow map (CFM) analysis unit 6 to the display memory in the same manner as the B-mode digital scan converter (B-mode DSC) units 3 and 4. Color Flow Map (CFM)
Digital Scan Converter (DS for CFM)
C) part.

【００１４】14は、上記ビーム・フォーマ部 2からの受
信信号をミキサーにより復調し、制御部 11 が指示する
サンプル・ボリューム位置（関心領域）のドプラ信号を
周波数解析し、スペクトラムを求めるためのパルス・ド
プラ(PWD) 解析部であり、15は、上記パルス・ドプラ(P
WD) 解析部 14 で求めたスペクトラムを時間的変化とし
て表示するスクロール・メモリー部である。A demodulator 14 demodulates the received signal from the beam former 2 using a mixer, analyzes the frequency of the Doppler signal at the sample volume position (region of interest) specified by the controller 11, and outputs a pulse for obtaining a spectrum. Doppler (PWD) analysis unit, 15 is the pulse Doppler (P
WD) A scroll memory unit that displays the spectrum obtained by the analysis unit 14 as a temporal change.

【００１５】16は、上記Ｂモード断層像上にカラー・フ
ロー・マップ(CFM) 解析部 6の出力を、重ね合わせて表
示する場合のカラー・フロー・マップ(CFM) の表示色
と、上記被検体の動態速度との関係を示す、カラー・フ
ロー・マップ(CFM) スケール表示手段である。Reference numeral 16 denotes a display color of the color flow map (CFM) when the output of the color flow map (CFM) analysis section 6 is superimposed on the B-mode tomographic image and the display color of the color flow map (CFM). It is a color flow map (CFM) scale display means showing the relationship with the kinetic speed of the specimen.

【００１６】5aは、上記Ｂモード用のディジタル・スキ
ャン・コンバータ (Ｂモード用ＤＳＣ）部 3,4と, カラ
ー・フロー・マップ(CFM) 用ディジタル・スキャン・コ
ンバータ (ＣＦＭ用ＤＳＣ) 部 7と, スクロール・メモ
リ部 15 のメモリ出力を処理し、表示モニタ 5b への表
示信号を作成するビデオ処理部であって、5bは、上記Ｂ
モード断層像, カラー・フロー・マップ(CFM) 像, パル
スドプラ(PWD) 像を表示する表示モニタである。Reference numeral 5a denotes the B-mode digital scan converter (B-mode DSC) units 3 and 4 and the color flow map (CFM) digital scan converter (CFM DSC) unit 7 A video processing unit that processes the memory output of the scroll memory unit 15 and creates a display signal on the display monitor 5b,
It is a display monitor that displays modal tomographic images, color flow map (CFM) images, and pulsed Doppler (PWD) images.

【００１７】11は、ユーザ操作により、走査・表示など
装置全体を制御する制御部,12 は、ユーザ操作を行うキ
ーボード, そして、13は、サンプル・ボリュームの設定
など、上記Ｂモード断層像上の部位 (関心領域) を指定
することに使用する設定手段である。Reference numeral 11 denotes a control unit for controlling the entire apparatus such as scanning and display by a user operation; 12, a keyboard for performing a user operation; and 13, a sample volume setting or the like on the B-mode tomographic image. This is a setting method used to specify a region (region of interest).

【００１８】上記、従来の超音波診断装置では、操作キ
ーボード 12 によるユーザ操作により、上記Ｂモード断
層像, カラー・フロー・マップ(CFM) 像, パルスドプラ
(PWD) 像が選択的に表示されていた。例えば、カラー・
フロー・マップ(CFM) 像は単独で表示モニタ 5b 上に、
Ｂモード断層像とパルスドプラ(PWD) 像とは表示モニタ
5b 上に分割表示される。In the above-mentioned conventional ultrasonic diagnostic apparatus, the B-mode tomographic image, the color flow map (CFM) image, the pulse Doppler
(PWD) The image was displayed selectively. For example, color
The flow map (CFM) image is displayed on the display monitor 5b alone.
Display monitor for B-mode tomographic image and pulsed Doppler (PWD) image
5b Split display on top.

【００１９】該カラー・フロー・マップ(CFM) 像は、前
述のように、上記ビーム・フォーマ部 2からの受信信号
をミキサーにより、ドプラ信号に復調し、自己相関法に
より平均流速，分散，流れの向きなどを検出し、該検出
した速度情報をカラー情報に変換して、該Ｂモード断層
像に重ね合わせて表示される。As described above, the color flow map (CFM) image is obtained by demodulating the received signal from the beam former 2 into a Doppler signal by a mixer, and averaging the flow velocity, variance, and flow by an autocorrelation method. Is detected, the detected speed information is converted into color information, and is displayed by being superimposed on the B-mode tomographic image.

【００２０】[0020]

【発明が解決しようとする課題】従来、該Ｂモード断層
像に重ね合わせて、血流速度を表示する機構を備えた、
上記の如き超音波診断装置に置いては、プローブに近づ
く流れと、遠ざかる流れを色分けして表示するのみで、
流れの特性、例えば、脈動波，定常波等を表示するもの
ではなかった。Conventionally, a mechanism for displaying a blood flow velocity superimposed on the B-mode tomographic image has been provided.
In the ultrasonic diagnostic apparatus as described above, the flow approaching the probe and the flow moving away are only displayed in different colors,
It does not indicate flow characteristics, for example, pulsating waves, standing waves, and the like.

【００２１】しかし、観測している流れが、脈動流であ
るか定常流であるかを識別することは非常に重要であ
る。例えば、前述のように、腹部組織の異常組織（例え
ば、肝細胞癌）の診断に於いては、異常組織の周りにど
のような特性の血流が存在するかが重要となる。もし近
傍に動脈があれば脈動流が観測されるし、静脈があれば
定常流が観測される。However, it is very important to distinguish whether the flow being observed is a pulsating flow or a steady flow. For example, as described above, in diagnosing abnormal tissue of abdominal tissue (for example, hepatocellular carcinoma), what characteristics of blood flow exist around the abnormal tissue is important. If there is an artery nearby, a pulsating flow is observed, and if there is a vein, a steady flow is observed.

【００２２】然しながら、従来の装置（図８参照）で
は、例えば、カラー・フロー・マップ(CFM) 像で、Ｂモ
ード像中の血流の流れの変化の様子を捕らえることで、
或いは、パルスドプラ(PWD) 像を用いて、該Ｂモード断
層像中の１ポイント（関心領域）での時間的な流速分布
を観測することで、異常組織の周辺の血流動態を識別し
ていた為、前述のように、診断に時間がかかり、現実的
でないという問題があった。However, in the conventional apparatus (see FIG. 8), for example, a change in blood flow in a B-mode image is captured by a color flow map (CFM) image.
Alternatively, the pulsed Doppler (PWD) image was used to observe the temporal flow velocity distribution at one point (region of interest) in the B-mode tomographic image to identify the blood flow dynamics around the abnormal tissue. Therefore, as described above, there is a problem that it takes a long time to make a diagnosis and is not realistic.

【００２３】本発明は上記従来の欠点に鑑み、Ｂモード
断層像中の血流速度を表示する機構、例えば、カラー・
フロー・マップ(CFM) 像, パルスドプラ(PWD) 像を表示
する機構を備えた超音波診断装置に関し、脈動性と定常
性を識別した血管情報を、１枚の画像中に表示する超音
波診断装置を提供することを目的とするものである。In view of the above-mentioned conventional disadvantages, the present invention provides a mechanism for displaying a blood flow velocity in a B-mode tomographic image, for example, a color image.
Ultrasound diagnostic equipment with a mechanism to display flow map (CFM) images and pulsed Doppler (PWD) images. Ultrasound diagnostic equipment that displays pulsation and stationary blood vessel information in one image The purpose is to provide.

【００２４】[0024]

【課題を解決するための手段】図１〜図５は、本発明の
原理説明図であり、図１は、構成例を示し、図２は、脈
動波(A) と、定常波(B) の表示例を示し、図３，図４は
自己相関関数の原理を示し、図３は自己相関の関数式を
示し、図４は血流速度と自己相関値，或いは、スペクト
ラムパワー値との関係を示しており、図５は、処理過程
における表示画像（血流速度のピークホールド値）の時
間的変化の例を示している。上記の問題点は下記の如く
に構成した超音波診断装置によって解決される。FIG. 1 to FIG. 5 are explanatory diagrams of the principle of the present invention. FIG. 1 shows an example of the configuration, and FIG. 2 shows a pulsating wave (A) and a standing wave (B). 3 and 4 show the principle of the autocorrelation function, FIG. 3 shows a function formula of the autocorrelation, and FIG. 4 shows the relationship between the blood flow velocity and the autocorrelation value or the spectrum power value. FIG. 5 shows an example of a temporal change of the display image (peak hold value of the blood flow velocity) in the process. The above problem is solved by an ultrasonic diagnostic apparatus configured as described below.

【００２５】（１）血流速度情報をＢモード像上に重ね
て表示する機構６，７，５を備えた超音波診断装置にお
いて、該血流速度の時間的な変化情報を基に、該Ｂモ
ード像上の血流速度情報の特性を、脈動波、定常波
、流れ無しの、少なくとも３つの特性の領域に識別
する領域識別手段６，１０と、該識別の開始と終了を指
示する指示手段９，１１と、を設けて、該指示手段９，
１１からの識別の開始指示から終了指示までの識別期間
内における、上記領域識別手段６，１０で識別した領域
毎の特性値，，を、該Ｂモード像上の血流速度表
示と切り換えて表示するように構成する。この場合に、
上記領域識別手段は、上記識別期間内で血流速度が１度
でも所定の閾値を越えた領域を血流が存在する血流領域
として抽出し、次いで、抽出された血流領域から脈動波
の領域を抽出するように構成する。 (1) In an ultrasonic diagnostic apparatus having mechanisms 6, 7, and 5 for superimposing and displaying blood flow velocity information on a B-mode image, based on information on temporal changes in blood flow velocity, Area identification means 6 and 10 for identifying the characteristics of the blood flow velocity information on the B-mode image into areas of at least three characteristics of a pulsating wave, a standing wave, and no flow, and instructing means for instructing the start and end of the identification 9 and 11, and the indicating means 9,
Within the identification time to end instruction from the start instruction identification from 11, the characteristic value ,, for each identified by the area identifying means 6, 10 area, by switching a blood flow velocity display on the B-mode image display It is constituted so that. In this case,
The area identifying means may determine that the blood flow velocity is once within the identification period.
The blood flow area where the blood flow exists even though the area exceeds the predetermined threshold
Pulsating wave from the extracted blood flow area
Is configured to extract the region of.

【００２６】（２）上記超音波診断装置において、上記
領域識別手段６，１０は、脈動波の領域を抽出するにあ
たり、上記血流領域における血流速度の自己相関関数
を使って、周期性を見出し、脈動波と認識するように構
成する。[0026] (2) The ultrasonic diagnostic apparatus, the
Area identification hand stage 6 and 10, near to extract the region of the pulsation wave
Alternatively, a periodicity is found using an autocorrelation function of the blood flow velocity in the blood flow region, and the blood flow is recognized as a pulsating wave.

【００２７】（３）上記超音波診断装置において、上記
領域を識別手段６，１０は、脈動波の領域を抽出するに
あたり、上記血流領域における血流速度の周波数解析
によって、周期性を見出し、脈動波と認識するように構
成する。[0027] (3) The ultrasonic diagnostic apparatus, the
Identification hand stage 6,10 a region, to extract the region of the pulsation wave
In this case , the periodicity is found by frequency analysis of the blood flow velocity in the blood flow region, and the pulse flow is recognized.

【００２８】（４）上記超音波診断装置において、上記
識別期間内で、同一走査線方向への繰り返し周期，及
び，又は送信回数を、他の期間と変えるように構成す
る。[0028] (4) In the ultrasonic diagnostic apparatus, in between the <br/> identification phase, the repetition period of the same scanning line direction, and, or the number of transmissions is configured to change to other dates .

【００２９】[0029]

【作用】上記の課題を解決するための原理，動作を図１
〜図５を使って説明する。先ず、図２(d) において、領
域Ａを脈動波が存在する領域、領域Ｂを定常流の存在す
る領域とする。領域Ａでは、図２(b) のような脈動波が
観測される。縦軸が血流速度、横軸が時間である。又、
領域Ｂでは、図２(c) のような流速に変化のない定常波
が観測される。FIG. 1 shows the principle and operation for solving the above problems.
This will be described with reference to FIG. First, in FIG. 2D, a region A is a region where a pulsating wave exists, and a region B is a region where a steady flow exists. In region A, a pulsating wave as shown in FIG. 2 (b) is observed. The vertical axis is the blood flow velocity, and the horizontal axis is time. or,
In region B, a standing wave having no change in flow velocity as shown in FIG. 2 (c) is observed.

【００３０】脈動波と定常波の識別は、２つのステップ
から決定する。先ず、図２(a) に示した識別期間内で、
血流速度が１度でもあるレベル (閾値) を越えたら、そ
の領域を血流領域とする。次に、血流領域中で、後述の
ように、脈波成分の観測されたところを脈波領域(A) 、
その他の血流領域を定常波領域(B) とする。The distinction between the pulsating wave and the standing wave is determined in two steps. First, within the identification period shown in FIG.
If the blood flow velocity exceeds a certain level (threshold) even once, that region is defined as a blood flow region. Next, in the blood flow area, as described later, the place where the pulse wave component was observed is referred to as a pulse wave area (A),
The other blood flow region is defined as a standing wave region (B).

【００３１】脈波成分の算出方法を図４に示す。脈波成
分は、簡単には血流速度の変動量、例えば、血流速度の
分散を観測して、分散値があるレベル以上の場合は、脈
動波、以下の場合は定常流としても良いが、該図３，図
４は、更に精度を上げるために、例えば、自己相関関数
を計算する場合の例を示したものである。FIG. 4 shows a method of calculating the pulse wave component. The pulse wave component is simply a variation of the blood flow velocity, for example, by observing the variance of the blood flow velocity, if the variance value is a certain level or more, it may be a pulsating wave, and if it is less than a certain level, it may be a steady flow FIGS. 3 and 4 show an example in which, for example, an autocorrelation function is calculated to further increase the accuracy.

【００３２】以下、該自己相関関数による脈動波の識別
方法を説明する。先ず、自己相関関数は、図３に示した
式 (Ｅ) で定義する。一般には、式（Ｅ）を１／(T+1)
倍したもので自己相関関数は定義されるが、本質的な問
題ではないので、該１／(T+1) を省略した。Hereinafter, a method of identifying a pulsating wave using the autocorrelation function will be described. First, the autocorrelation function is defined by equation (E) shown in FIG. Generally, equation (E) is calculated as 1 / (T + 1)
The autocorrelation function is defined by multiplication, but since it is not an essential problem, the 1 / (T + 1) is omitted.

【００３３】但し、データ（ここでは、血流速度）の
サンプリング間隔をΔｔとすると、該Δｔは、超音波画
像のフレーム間隔となる。｛図４(a) 参照｝ ｋΔｔ＝τ_k ：相関関数のラグ ｉΔｔ＝ｔ_i ：データが得られたときの時刻 Ｔ＋１：（ｉ−Ｔ〜ｉ迄の期間）；相関関数を計算する
ときの解析データ長で、通常、解析対象の脈動波の周期
より長くとる。However, if the sampling interval of data (here, blood flow velocity) is Δt, the Δt is the frame interval of the ultrasonic image. {See FIG. 4 (a)} kΔt = τ _k : lag of correlation function iΔt = t _i : time when data is obtained T + 1: (period from i−T to i); when calculating correlation function The analysis data length is usually longer than the period of the pulsation wave to be analyzed.

【００３４】となる。上記（Ｅ）式において、ｉ＝ｉ＋
１としたときの漸化式は、図３に示した（Ｅ１）式とな
る。## EQU1 ## In the above equation (E), i = i +
The recurrence formula when it is set to 1 is the formula (E1) shown in FIG.

【００３５】ここで、例えば、Ｔ＝４で、ｋ＝０，１，
２(k maxで示す) の例を考え、Ｖ(0) が最初のデータで
あるとすると、Ｖ(j-k)=Ｖ(i-T-k) において、 ｉ−Ｔ−ｋ≧０ が成立する必要がある。Here, for example, when T = 4 and k = 0, 1,
Considering the example of 2 (indicated by k max), assuming that V (0) is the first data, it is necessary to satisfy i−T−k ≧ 0 when V (jk) = V (iTk).

【００３６】上式に、上記Ｔ＝４，ｋ＝２を代入する
と、 ｉ−４−２≧０ ｉ≧６ 即ち、ｉ＝６なる時刻において、全ての相関値を計算す
ることができるようになる。従って、上記（Ｅ）式よ
り、自己相関値Ｒ（ｋ，ｉ）は、 Ｒ（０，６）＝Ｖ(2)²＋Ｖ(3)²＋Ｖ(4)²＋Ｖ(5)²＋Ｖ(6)² Ｒ（１，６）＝Ｖ(2) Ｖ(1) ＋Ｖ(3) Ｖ(2) ＋Ｖ(4) Ｖ(3) ＋Ｖ(5) Ｖ(4) ＋Ｖ(6) Ｖ(5) Ｒ（２，６）＝Ｖ(2) Ｖ(0) ＋Ｖ(3) Ｖ(1) ＋Ｖ(4) Ｖ(2) ＋Ｖ(5) Ｖ(3) ＋Ｖ(6) Ｖ(4) 相関関数の計算の開始指示があると、ｉ＝６までに、上
記の計算を実行する。以降は、上記 (Ｅ１）式の漸化式
で計算する。即ち、 Ｒ（０，７）＝Ｒ（０，６）−Ｖ(2)²＋Ｖ(7)² ＝Ｖ(3)²＋Ｖ(4)²＋Ｖ(5)²＋Ｖ(6)²＋Ｖ(7)² Ｒ（１，７）＝Ｒ（１，６）−Ｖ(2) Ｖ(1) ＋Ｖ(7) Ｖ(6) ＝Ｖ(3) Ｖ(2) ＋Ｖ(4) Ｖ(3) ＋Ｖ(5) Ｖ(4) ＋Ｖ(6) Ｖ(5) ＋Ｖ(7) Ｖ(6) Ｒ（２，７）＝Ｒ（２，６）−Ｖ(2) Ｖ(0) ＋Ｖ(7) Ｖ(5) ＝Ｖ(3) Ｖ(1) ＋Ｖ(4) Ｖ(2) ＋Ｖ(5) Ｖ(3) ＋Ｖ(6) Ｖ(4) ＋Ｖ(7) Ｖ(5) 以下、同様にして計算することができる。By substituting the above T = 4, k = 2 into the above equation, i-4-2 ≧ 0 i ≧ 6 That is, at the time when i = 6, all correlation values can be calculated. Become. Therefore, from the above equation (E), the autocorrelation value R (k, i) is given by: R (0,6) = V (2) ² + V (3) ² + V (4) ² + V (5) ² + V (6) ) ² R (1,6) = V (2) V (1) + V (3) V (2) + V (4) V (3) + V (5) V (4) + V (6) V (5) R (2, 6) = V (2) V (0) + V (3) V (1) + V (4) V (2) + V (5) V (3) + V (6) V (4) Calculation of correlation function , The above calculation is executed by i = 6. Thereafter, the calculation is performed using the recurrence formula of the above formula (E1). That is, R (0,7) = R (0,6) -V (2) ² + V (7) ² = V (3) ² + V (4) ² + V (5) ² + V (6) ² + V (7 ) ² R (1,7) = R (1,6) -V (2) V (1) + V (7) V (6) = V (3) V (2) + V (4) V (3) + V (5) V (4) + V (6) V (5) + V (7) V (6) R (2,7) = R (2,6) -V (2) V (0) + V (7) V (5) = V (3) V (1) + V (4) V (2) + V (5) V (3) + V (6) V (4) + V (7) V (5) Hereinafter, the same calculation is performed. can do.

【００３７】上記（Ｅ１）式において、時刻（ｉ＋１）
では、時刻（ｉ＋１）から時刻（ｉ−Ｔ−ｋmax)までの
データを必要とするので、超音波画像を記憶しているフ
レームメモリは、 （ｉ＋１）−（ｉ−Ｔ−ｋmax)＋１ ＝ｉ＋１−ｉ＋Ｔ＋ｋmax ＋１ ＝Ｔ＋ｋmax ＋２ 従って、（Ｔ＋ｋmax ＋２）枚のフレームメモリを必要
とする。In the above equation (E1), the time (i + 1)
Therefore, since the data from the time (i + 1) to the time (i-T-kmax) is required, the frame memory storing the ultrasonic image is (i + 1)-(i-T-kmax) + 1 = i + 1 -I + T + kmax + 1 = T + kmax + 2 Therefore, (T + kmax + 2) frame memories are required.

【００３８】この式（Ｅ１）によって、自己相関をとる
方法は、図４(a) に示した図において、複数個の各自己
相関の解析区間毎に、自己相関を計算する方法であり、
この場合には、上記（Ｔ＋ｋmax ＋２）枚のフレームメ
モリを必要とすることを示している。The method of obtaining the autocorrelation by the equation (E1) is a method of calculating the autocorrelation for each of a plurality of analysis sections of the autocorrelation in the diagram shown in FIG.
In this case, it is indicated that the above (T + kmax + 2) frame memories are required.

【００３９】十分に長い解析データ長（Ｔ＋１）に対し
て、自己相関を計算する場合には、上記（Ｅ１）式を以
下のようにする。即ち、 Ｒ（ｋ，ｉ＋１）＝Ｒ（ｋ，ｉ）＋Ｖ（ｉ＋１）Ｖ（ｉ＋１−ｋ）・（Ｅ３） 即ち、開始信号と共に、全てのデータを加算し、上記
（Ｅ２）式のように、古いデータを減算する操作を行わ
ないようにする。To calculate the autocorrelation for a sufficiently long analysis data length (T + 1), the above equation (E1) is set as follows. That is, R (k, i + 1) = R (k, i) + V (i + 1) V (i + 1-k) · (E3) That is, all data are added together with the start signal, and as shown in the above equation (E2). , Do not perform the operation of subtracting old data.

【００４０】この場合の演算も、上記の同様にできるの
で詳細は省略するが、この場合には、時刻（ｉ＋１）
で、時刻（ｉ＋１）から時刻（ｉ＋１−ｋmax) (但し、
ｋmaxは、最大ラグ数) までのデータを必要とするの
で、上記の同じようにして必要とするフレームメモリの
枚数を計算すると、 （ｉ＋１）−（ｉ＋１−ｋmax)＋１ ＝ｋmax ＋１ 即ち、（ｋmax ＋１）枚のフレームメモリが有ればよい
ことになり、上記（Ｅ２）式の場合に比較してフレーム
メモリの枚数が少なくなることから、上記（Ｅ３）式に
よる自己相関の演算が実際的である。The calculation in this case can be performed in the same manner as described above, and therefore the details are omitted. In this case, however, the time (i + 1)
From time (i + 1) to time (i + 1−kmax) (where
Since kmax requires data up to the maximum number of lags, calculating the required number of frame memories in the same manner as described above gives: (i + 1)-(i + 1-kmax) + 1 = kmax + 1, that is, (kmax It suffices to have +1) frame memories, and the number of frame memories is smaller than in the case of the above equation (E2). Therefore, the autocorrelation calculation by the above equation (E3) is practical. is there.

【００４１】Ｂモード断層像のある領域における、ある
画素(x,y) の血流速度を図４(a) に示す。ここで、開始
から終了までの時間区間の血流速度データを使って、上
記自己相関関数を算出したのが、図４(b),(c) である。
脈動波の場合は、図４(b) に示したように、検出範囲
（数百ｍｓｅｃ〜約１ｓｅｃ）内にピーク値が検出され
る。このピーク値Ｂの量, 或いは、相関ラグ０時の値、
即ち、上記Ｒ(0) の値Ａとの比、Ｂ／Ａが指定した量よ
り大きい場合に、脈動波とする。又、図４(c) は定常流
の例であって、明確なピークは現れない。FIG. 4A shows the blood flow velocity at a certain pixel (x, y) in a certain region of the B-mode tomographic image. Here, FIGS. 4B and 4C show the calculation of the autocorrelation function using the blood flow velocity data in the time section from the start to the end.
In the case of a pulsating wave, as shown in FIG. 4B, a peak value is detected within a detection range (several hundred msec to about 1 sec). The amount of this peak value B, or the value at the time of the correlation lag 0,
That is, when the ratio of the value R (0) to the value A and B / A are larger than the designated amount, the pulsating wave is determined. FIG. 4C shows an example of a steady flow, and no clear peak appears.

【００４２】上記Ｒ(0),Ｒ(1) 〜Ｒ(k max) 迄の相関値
を求めて、それぞれの値をプロットしたもの｛図４(b)
参照｝の検出範囲内において、例えば、二次関数にフィ
ットし、そのカーブ曲率が所定の閾値を越えていれば、
上記脈動波であると識別し、該二次関数のカーブの曲率
が小さければ、定常波であると識別するようにしてもよ
い。The correlation values from R (0), R (1) to R (k max) are obtained, and the respective values are plotted {FIG.
Within the detection range of reference｝, for example, if a curve fits a quadratic function and its curve curvature exceeds a predetermined threshold,
The pulsating wave may be identified, and if the curvature of the curve of the quadratic function is small, the pulsating wave may be identified as a standing wave.

【００４３】上記の脈動波の識別方法は、自己相関関数
による場合であるが、公知の高速フーリエ変換手法を用
いた周波数分析を行って、図４(d),(e) のような周波数
スペクトルを求めて、該血流速度の脈動の有無を検出す
るようにしてもよいことはいう迄もないことである。The above-described method of discriminating a pulsating wave is based on an autocorrelation function. However, a frequency analysis using a known fast Fourier transform technique is performed to obtain a frequency spectrum as shown in FIGS. Needless to say, the presence or absence of the pulsation of the blood flow velocity may be detected.

【００４４】即ち、上記図４(d) のように、開始から終
了までの時間区間を、適当な解析区間に分け、それぞれ
を、公知の高速フーリエ変換による周波数解析をし、求
めたパワースペクトルの平均値が、図４(d),(e) とす
る。脈動波の場合には、図４(d) に示したように、検出
範囲（１Ｈｚ前後）内にピーク値が検出される。このピ
ーク値Ｂの量, 或いは、直流成分Ａとの比、Ｂ／Ａが指
定した量より大きい場合に、脈動波とする。また、図４
(e) は定常流の例であって、明確なピークは現れない。That is, as shown in FIG. 4 (d), the time section from the start to the end is divided into appropriate analysis sections, and each is subjected to frequency analysis by a known fast Fourier transform to obtain a power spectrum of the obtained power spectrum. The average value is shown in FIGS. 4 (d) and 4 (e). In the case of a pulsating wave, as shown in FIG. 4D, a peak value is detected within a detection range (around 1 Hz). If the amount of the peak value B or the ratio to the DC component A, B / A, is larger than the specified amount, it is regarded as a pulsating wave. FIG.
(e) is an example of a steady flow, and a clear peak does not appear.

【００４５】図５は、上記の処理過程において、血流速
度のピーク値をホールドしたものの時間的変化の様子を
示したものである。処理開始直後では、血流の存在する
領域自体が少ないが、時間の経過と伴に、血流のある領
域がハッキリしてくる様子が判る。図５(c) は、開始か
ら終了時までの時間間隔の間に、領域Ａと，領域Ｂに血
流のある領域の存在したことを意味している。このよう
に、血流の存在した領域について、上述の図４のような
演算を行えば、各領域毎の流れの特性を表示することが
できる。FIG. 5 shows how the peak value of the blood flow velocity changes over time in the above process. Immediately after the start of the process, the region where the blood flow exists is small, but it can be seen that the region with the blood flow becomes clear with the passage of time. FIG. 5 (c) indicates that there is an area with blood flow in the area A and the area B during the time interval from the start to the end. As described above, if the calculation as shown in FIG. 4 is performed on the area where the blood flow exists, the flow characteristics of each area can be displayed.

【００４６】本発明により、脈動性と定常性を識別した
血管情報を１画面上に得ることができるため、診断上有
用な情報を得ることができるようになる。According to the present invention, vascular information discriminating pulsatility and steadiness can be obtained on one screen, so that useful information for diagnosis can be obtained.

【００４７】[0047]

【実施例】以下本発明の実施例を図面によって詳述す
る。前述の図１〜図５は、本発明の原理説明図であり、
図６，図７は本発明の一実施例を示した図であって、図
６は自己相関関数の演算部を模式的に示したものであ
り、図７は、本発明の超音波診断装置の本発明に関連す
る部分の全体構成の例を示している。BRIEF DESCRIPTION OF THE DRAWINGS FIG. FIGS. 1 to 5 described above are explanatory diagrams of the principle of the present invention.
6 and 7 show an embodiment of the present invention. FIG. 6 schematically shows an autocorrelation function calculating section. FIG. 7 shows an ultrasonic diagnostic apparatus of the present invention. 1 shows an example of the entire configuration of a portion related to the present invention.

【００４８】本発明においては、Ｂモード断層像中に、
血流速度情報を重ね合わせて表示する機構、例えば、カ
ラー・フロー・マップ(CFM) 像を表示する機構を備えた
超音波診断装置に、該血流速度の時間的な変化を基
に、血流速度の特性を、脈動波、定常波、流れ無し
の、少なくとも３つの特性の領域を識別する手段 6,1
0 、例えば、自己相関関数による手段，又は、周波数解
析手段と、該識別の開始と終了を指示する手段 9,11 と
を設け、該識別の開始から終了迄の期間内における、上
記識別された特性，，毎の領域を、該Ｂモード断
層上の血流速度情報(CFM像) と切り換えて表示する手段
10,7,5 が、本発明を実施するのに必要な手段である。
尚、全図を通して同じ符号は同じ対象物を示している。In the present invention, in the B-mode tomographic image,
A blood flow velocity information is superimposed and displayed, for example, an ultrasonic diagnostic apparatus having a mechanism for displaying a color flow map (CFM) image. Means for distinguishing at least three regions of flow velocity characteristics: pulsating wave, standing wave, and no flow 6,1
0, for example, a means using an autocorrelation function or a frequency analysis means and means 9 and 11 for instructing the start and end of the identification are provided, and the identification is performed within a period from the start to the end of the identification. Means for switching and displaying the region of each characteristic with blood flow velocity information (CFM image) on the B-mode tomography
10, 7, and 5 are the means necessary to carry out the present invention.
Note that the same reference numerals indicate the same object throughout the drawings.

【００４９】以下、図１〜図４を参照しながら、図５，
図６によって、本発明の超音波診断装置を説明する。先
ず、図１の原理構成図において、１は、超音波を送受す
るためトランスデューサ、２は、送受信の超音波ビーム
を生成するためのビーム生成部 (ビーム・フォーマ) 、
３は、検波信号を得るための検波部、４は、テレビ信号
に変換するためのスキャンコンバータ、６は、血流流速
を算出するためのドプラ解析部、具体的には、カラー・
フロー・マップ(CFM) 解析部、７は、流速データに対す
るスキャンコンバータ、具体的には、カラー・フロー・
マップ(CFM) 用ディジタル・スキャナ・コンバータ(DS
C) 、８は、送信パルスの繰り返し周期や送信回数を生
成する送信条件生成部である。上記において、１〜８
は、前述の図７に示した従来の超音波診断装置と同じも
のである。Hereinafter, referring to FIGS. 1 to 4, FIG.
Referring to FIG. 6, an ultrasonic diagnostic apparatus according to the present invention will be described. First, in the principle configuration diagram of FIG. 1, 1 is a transducer for transmitting and receiving an ultrasonic wave, 2 is a beam generating unit (beam former) for generating an ultrasonic beam for transmission and reception,
3 is a detection unit for obtaining a detection signal, 4 is a scan converter for converting into a television signal, 6 is a Doppler analysis unit for calculating a blood flow velocity, specifically,
The flow map (CFM) analysis unit 7 is a scan converter for flow velocity data, specifically, a color flow map.
Digital Scanner Converter for Map (CFM) (DS
C) and 8 are transmission condition generation units for generating the transmission pulse repetition period and the number of transmissions. In the above, 1 to 8
Is the same as the conventional ultrasonic diagnostic apparatus shown in FIG.

【００５０】９、１０が本発明の特徴的なところであ
る。９,11 は、定常波／脈動波の識別の開始と終了を指
示するための識別開始終了指定手段、１０は、ＣＦＭ解
析部 6からの信号 (血流速度) を使って、該血流の特
性、例えば、前述の脈動波か, 定常波か等を識別す
るための定常波／脈動波識別手段である。9 and 10 are characteristic features of the present invention. Reference numerals 9 and 11 denote identification start / end designation means for instructing the start and end of identification of the standing wave / pulsating wave, and reference numeral 10 denotes a signal (blood flow velocity) from the CFM analysis unit 6 to use the characteristic of the blood flow. For example, it is a standing wave / pulsating wave discriminating means for discriminating between the above-mentioned pulsating wave and standing wave.

【００５１】上記識別開始終了指定手段 9の指示によっ
て、識別が開始されると、スキャンコンバータ 7は、定
常波／脈動波識別手段 10 の出力、即ち、特性が識別さ
れた信号〜を入力として表示するよう動作する。When the identification is started by the instruction of the identification start / end designation means 9, the scan converter 7 displays the output of the standing wave / pulsation wave identification means 10, that is, the signal whose characteristic is identified, as an input. Works like

【００５２】又、上記識別開始終了指定手段 9,11 から
の終了信号によって、その時間区間内（開始から終了ま
で）での識別結果が表示される。また、図示しない手段
によって、従来の動作にも戻るよう構成する。In addition, the end signal from the identification start / end designation means 9, 11 displays the identification result in the time section (from the start to the end). In addition, it is configured to return to the conventional operation by means not shown.

【００５３】また、定常波／脈動波識別精度を上げるた
めに、識別期間内では、最適な送信繰り返し周期や送信
回数になるように、上記識別開始終了指定手段 9の識別
信号が、制御部 11 を介して、上記送信条件生成部 8
に入力されており、該識別開始終了指定手段 9の識別信
号によって、より精度良く、脈動波や, 定常波等
を識別するように動作させる。In order to improve the accuracy of the standing wave / pulsating wave discrimination, the discrimination signal of the discrimination start / termination designation means 9 controls the control unit 11 so that the optimum transmission repetition cycle and the number of transmissions are performed within the discrimination period. Via the transmission condition generator 8
The pulsating wave, the standing wave, and the like are operated with higher accuracy by the identification signal of the identification start / end specifying means 9.

【００５４】次に、図６，図７により、上記自己相関関
数演算の動作を、より具体的に説明する。ここでは、説
明の便宜上、前述の（Ｅ３）式で示した方法で自己相関
関数を演算する場合を例にとる。Next, the operation of the autocorrelation function calculation will be described more specifically with reference to FIGS. Here, for convenience of explanation, a case where the autocorrelation function is calculated by the method shown in the above equation (E3) is taken as an example.

【００５５】前述のように、この方法では、カラー・フ
ロー・マップ(CMF) 解析部 6からの、Ｂモード断層像の
各画素(x,y) に対応した速度情報Ｖ(i+1-k max),〜V
(i),V(i+1) が、順次、図示の（ｋmax ＋１）枚の速
度格納用フレームメモリ 101に格納されており、図１に
示した識別開始終了指定手段 9から、上記制御部 11 を
介しての演算開始指示信号に基づいて、上記（Ｅ３）式
に示した自己相関関数の演算を、自己相関関数演算部 1
03で行い、演算結果は、それぞれ、（ｋmax ＋１）枚の
自己相関格納メモリＲ(0),Ｒ(1),〜Ｒ(k max) 102 に格
納される。As described above, in this method, the velocity information V (i + 1-k) corresponding to each pixel (x, y) of the B-mode tomographic image from the color flow map (CMF) analysis unit 6 is used. max), ~ V
(i) and V (i + 1) are sequentially stored in the (kmax + 1) frame memory 101 for speed storage shown in the figure, and the identification start / end designation means 9 shown in FIG. Based on the calculation start instruction signal via the terminal 11, the calculation of the autocorrelation function shown in the above equation (E3) is performed by the autocorrelation function calculation unit 1
The calculation results are stored in (kmax + 1) autocorrelation storage memories R (0), R (1),..., R (kmax) 102.

【００５６】一方、図７に示した、血流速度ピークホー
ルド部 104において、カラー・フロー・マップ(CMF) 解
析部 6からの、Ｂモード断層像の各画素(x,y) に対応し
た血流速度のピークホールドの有無情報が生成されて
おり、脈動・定常・流れ無しのイメージ生成部 105に入
力される。On the other hand, in the blood flow velocity peak hold unit 104 shown in FIG. 7, the blood flow corresponding to each pixel (x, y) of the B-mode tomographic image from the color flow map (CMF) analysis unit 6 is obtained. Information on the presence / absence of the peak hold of the flow velocity is generated, and is input to the pulsation / steady / no flow image generation unit 105.

【００５７】識別開始終了指定手段 9から終了信号が出
力されると、Ｂモード断層像上の各画素(x,y) に対応し
て、上記血流速度のピークホールド情報があると、血
流があったことを意味しているので、該画素(x,y) に対
応した自己相関格納用メモリ102からの自己相関値を参
照し、予め、定められている閾値と比較して、前述の図
４(b) に示したように、該閾値より大きい自己相関値が
検出された場合には、脈動がある画素として、図示され
ていないビットマップメモリに所定の色情報 (例えば、
赤色情報) を格納し、図４(c) に示したように、該自己
相関値が該閾値を越えない場合には、定常波と認識し
て、同じビットマップメモリに所定の色情報 (例えば、
青色情報) を格納し、血流速度ピークホールド部 104か
らの情報がない画素については、血流の流れ無しと認識
して、所定の色情報 (例えば、黒色情報) を格納する処
理を、全画素について行う。When an end signal is output from the identification start / end specifying means 9, if there is peak hold information of the blood flow velocity corresponding to each pixel (x, y) on the B-mode tomographic image, the blood flow Therefore, the autocorrelation value from the autocorrelation storage memory 102 corresponding to the pixel (x, y) is referred to, and is compared with a predetermined threshold value. As shown in FIG. 4B, when an autocorrelation value larger than the threshold is detected, a predetermined color information (for example,
If the autocorrelation value does not exceed the threshold value as shown in FIG. 4 (c), it is recognized as a standing wave and predetermined color information (for example,
For a pixel that stores blue information) and has no information from the blood flow velocity peak hold unit 104, it recognizes that there is no blood flow, and performs a process of storing predetermined color information (for example, black information). This is performed for pixels.

【００５８】この処理過程において、上記血流速度ピー
クホールド部 104からの情報を、所定の色情報、例え
ば、白色に変換して、実時間で、カラー・フロー・マッ
プ(CFM) 用ディジタル・スキャン・コンバータ(CFM用DS
C)部 7に送出することにより、例えば、図５(a),(b),
(c) に示したような、血流のある画素が存在する領域が
表示される。In this process, the information from the blood flow velocity peak hold section 104 is converted into predetermined color information, for example, white, and the digital scan for the color flow map (CFM) is performed in real time.・ Converter (DS for CFM)
C) by sending it to the unit 7, for example, as shown in FIG. 5 (a), (b),
An area where a pixel with blood flow exists as shown in (c) is displayed.

【００５９】そして、上記識別開始終了指定手段 9から
識別終了信号が出力され時点において、該脈動・定常・
流れ無しのイメージ生成部 105内のビットマップメモリ
に格納されている脈動波, 定常波, 流れ無しを識
別した情報を、カラー・フロー・マップ(CMF) 用ディジ
タル・スキャン・コンバータ(CMF用DSC)部 7に送出し、
それまで、表示されていたカラー・フロー・マップ(CM
F) 像、或いは、上記血流速度ピークホールド像を、該
脈動波, 定常波, 流れ無しの画像に入れ換えて表
示する。When the identification end signal is output from the identification start / end designation means 9, the pulsation, steady state,
Flow-free image generation unit The information that identifies the pulsating wave, standing wave, and no flow stored in the bitmap memory in 105 is converted to a digital scan converter (CMF DSC) unit for color flow map (CMF). Send to 7,
Until then, the color flow map (CM
F) The image or the blood flow velocity peak hold image is replaced with the pulsating wave, the standing wave, and the image of no flow and displayed.

【００６０】このときの表示例が、前述の図２(d) に示
したもので、本図からも明らかなように、Ｂモード断層
像上において、脈動波，定常波，流れ無しを示す
領域を、一つの画面上に、例えば、静止画像として表示
することができる。The display example at this time is shown in FIG. 2 (d) described above, and as is clear from this figure, the region showing the pulsating wave, the standing wave, and no flow on the B-mode tomographic image. , For example, can be displayed as a still image on one screen.

【００６１】このように、本発明は、Ｂモード断層像中
に、血流速度情報を重ね合わせて表示する機構を備えた
超音波診断装置に、該血流速度の時間的な変化を基
に、血流速度の特性を、脈動波、定常波、流れ無し
の、少なくとも３つの特性の領域を識別する手段 6,1
0 、例えば、自己相関関数による手段，又は、周波数解
析手段と、該識別の開始と終了を指示する手段 9とを設
け、該識別の開始から終了迄の期間内における、上記識
別された特性，，毎の領域を、該Ｂモード断層上
の血流速度情報 (又は、そのピークホールド情報) と切
り換えて表示するようにしたところに特徴がある。As described above, according to the present invention, an ultrasonic diagnostic apparatus having a mechanism for superimposing and displaying blood flow velocity information on a B-mode tomographic image based on a temporal change in the blood flow velocity is provided. Means for identifying at least three regions of blood flow velocity characteristics, pulsating wave, standing wave, and no flow 6,1
0, for example, a means using an autocorrelation function or a frequency analysis means, and a means 9 for instructing the start and end of the identification are provided. , Each region is switched and displayed with the blood flow velocity information on the B-mode tomography (or its peak hold information).

【００６２】[0062]

【発明の効果】以上、詳細に説明したように、本発明の
超音波診断装置は、Ｂモード断層像中に、血流速度情報
を重ね合わせて表示する機構を備えた超音波診断装置
に、該血流速度の時間的な変化を基に、血流速度の特
性を、脈動波、定常波、流れ無しの、少なくとも
３つの特性の領域を識別する手段 6,10 、例えば、自己
相関関数による手段，又は、周波数解析手段と、該識別
の開始と終了を指示する手段 9とを設け、該識別の開始
から終了迄の期間内における、上記識別された特性，
，毎の領域を、該Ｂモード断層上の血流速度情報,
又は、該血流速度のピークホールド情報と切り換えて表
示するようにしたものであるので、脈動波と、定常波
を識別した血流情報を、一枚の画像中に得ることがで
き、診断上有用な情報を得ることができるとうい効果が
得られる。As described in detail above, the ultrasonic diagnostic apparatus of the present invention includes an ultrasonic diagnostic apparatus having a mechanism for superimposing and displaying blood flow velocity information in a B-mode tomographic image. Means for discriminating at least three regions of the blood flow velocity based on the temporal change of the blood flow velocity, such as a pulsating wave, a standing wave, and no flow 6,10, for example, means using an autocorrelation function Or frequency analysis means and means 9 for instructing the start and end of the identification, and providing the identified characteristics in the period from the start to the end of the identification.
, Each region is defined as blood flow velocity information on the B-mode tomogram,
Alternatively, since the display is switched and displayed with the peak hold information of the blood flow velocity, the pulsation wave and the blood flow information identifying the standing wave can be obtained in one image, which is useful for diagnosis. The effect can be obtained when sufficient information can be obtained.

【図面の簡単な説明】[Brief description of the drawings]

【図１】本発明の原理説明図（その１）FIG. 1 illustrates the principle of the present invention (part 1).

【図２】本発明の原理説明図（その２）FIG. 2 is a diagram illustrating the principle of the present invention (part 2).

【図３】本発明の原理説明図（その３）FIG. 3 is a diagram illustrating the principle of the present invention (part 3).

【図４】本発明の原理説明図（その４）FIG. 4 is a view for explaining the principle of the present invention (part 4);

【図５】本発明の原理説明図（その５）FIG. 5 is a diagram illustrating the principle of the present invention (part 5).

【図６】本発明の一実施例を示した図（その１）FIG. 6 shows an embodiment of the present invention (part 1).

【図７】本発明の一実施例を示した図（その２）FIG. 7 shows an embodiment of the present invention (part 2).

【図８】従来の超音波診断装置を説明する図FIG. 8 is a diagram illustrating a conventional ultrasonic diagnostic apparatus.

【符号の説明】[Explanation of symbols]

1 超音波トランスデューサ 2 ビーム生成部 (ビーム・フォーマ) 3,4 Ｂモード用ＤＳＣ部 5 ディスプ
レイ 5a ビデオ処理部 5b 表示モニ
タ 6 カラー・フロー・マップ(CFM) 解析部（ＣＦＭ
解析部） 7 ＣＦＭ用ディジタル・スキャン・コンバータ
（ＣＦＭ用ＤＳＣ部） 8 送信条件生成部 9 識別開始
終了指定手段 10 脈動波・定常波識別手段 101 速度格納
用フレームメモリ 102 自己相関格納用メモリ 103 自己相関
関数演算部 104 血流速度ピーク・ホールド部 105 脈動波・定常波・流れ無しのイメージ生成部 11 制御部 12 操作キー
ボード 13 設定手段 14 パルス・
ドプラ(PWD) 解析部 15 スクロールメモリ部 16 CFM スケ
ール発生部 脈動波 定常波 流れ無し 血流速度 識別信号1 Ultrasonic transducer 2 Beam generation unit (beam former) 3,4 B-mode DSC unit 5 Display 5a Video processing unit 5b Display monitor 6 Color flow map (CFM) analysis unit (CFM)
Analysis unit) 7 Digital scan converter for CFM (DSC unit for CFM) 8 Transmission condition generation unit 9 Identification start / end designation unit 10 Pulsating wave / stationary wave identification unit 101 Speed storage frame memory 102 Autocorrelation storage memory 103 Autocorrelation Function calculation unit 104 Blood flow velocity peak and hold unit 105 Image generation unit for pulsating wave, standing wave, and no flow 11 Control unit 12 Operation keyboard 13 Setting means 14 Pulse
Doppler (PWD) analyzer 15 Scroll memory 16 CFM scale generator Pulsation wave Standing wave No flow Blood flow velocity identification signal

Claims (4)

(57)【特許請求の範囲】(57) [Claims] 【請求項１】 血流速度情報をＢモード像上に重ねて表
示する機構を備えた超音波診断装置において、 該血流速度の時間的な変化情報を基に、該Ｂモード像上
の血流速度情報の特性を、脈動波、定常波、流れ無し
の、少なくとも３つの特性の領域に識別する領域識別手
段と、 該識別の開始と終了を指示する指示手段と、 を設けて、 該指示手段からの識別の開始指示から終了指示までの識
別期間内における、上記領域識別手段で識別した領域毎
の特性値を、該Ｂモード像上の血流速度表示と切り換え
て表示する超音波診断装置であって、 上記領域識別手段は、上記識別期間内で血流速度が１度
でも所定の閾値を越えた領域を血流が存在する血流領域
として抽出し、次いで、抽出された血流領域から脈動波
の領域を抽出するものである ことを特徴とする超音波診
断装置。1. A ultrasonic diagnostic apparatus having a machine structure to display superimposed blood flow rate information on the B-mode image, based on the temporal change information of the blood flow velocity, the B-mode image on of the characteristics of the blood flow velocity information, pulsating, constant wave, to Mu flow
Of area identification hand identifies the region of the at least three characteristics
Provided with the step, the indication means to indicate the end and identification of the start, and identification to the end instruction from the start instruction of the identification of the instruction manual stages or al
Within another period, the characteristic value for each region identified in the area identification hand stage, by switching the blood flow velocity display on the B-mode image to a table Shimesuru ultrasonic diagnostic apparatus, the area identifying means, Blood flow velocity is 1 degree within the above identification period
The blood flow area where the blood flow exists even though the area exceeds the predetermined threshold
Pulsating wave from the extracted blood flow area
An ultrasonic diagnostic apparatus for extracting an area of a subject . 【請求項２】 上記超音波診断装置において、上記領域
識別手段は、脈動波の領域を抽出するにあたり、上記血
流領域における流速値の自己相関関数を使って、周期性
を見出し、脈動波と認識することを特徴とする請求項１
に記載の超音波診断装置。2. A the ultrasonic diagnostic apparatus, the region
Upon identification Hand stage extracts the region of the pulsating wave, the blood
2. The method according to claim 1, wherein a periodicity is found by using an autocorrelation function of a flow velocity value in a flow region, and is recognized as a pulsating wave.
An ultrasonic diagnostic apparatus according to item 1. 【請求項３】 上記超音波診断装置において、上記領域
識別手段は、脈動波の領域を抽出するにあたり、上記血
流領域における流速値の周波数解析によって、周期性を
見出し、脈動波と認識することを特徴とする請求項１に
記載の超音波診断装置。3. A the ultrasonic diagnostic apparatus, the region
When extracting the pulsation wave region, the identification means
The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1, wherein periodicity is found by frequency analysis of a flow velocity value in a flow region, and the periodicity is recognized as a pulsating wave. 【請求項４】 上記超音波診断装置において、上記識別
期間内で、同一走査線方向への繰り返し周期，及び，又
は送信回数を、他の期間と変えることを特徴とする請求
項１に記載の超音波診断装置。4. A the ultrasonic diagnostic apparatus, the identification
In the period, repetition period of the same scanning line direction, and, or the number of transmissions, the ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1, characterized in that changing to other dates.