JP3281435B2 - Ultrasound Doppler diagnostic equipment - Google Patents
Ultrasound Doppler diagnostic equipmentInfo
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Description
【０００１】[0001]
【産業上の利用分野】本発明は、生体内部の血流速度等
を測定する超音波ドプラ診断装置に関し、特に心筋や組
織などのクラッタからの静的クラッタ信号又は動的クラ
ッタ信号を除去するクラッタ除去フィルタの改良に関す
る。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to an ultrasonic Doppler diagnostic apparatus for measuring a blood flow velocity inside a living body, and more particularly to a clutter for removing a static clutter signal or a dynamic clutter signal from a clutter of a myocardium or a tissue. It relates to improvement of a removal filter.
【０００２】[0002]
【従来の技術】生体内部の運動反射体、例えば心臓や血
管内の血流速度等を測定するために、従来より生体内部
へ所定の繰返し周期で超音波パルスを送信し、生体内部
の運動反射体により反射された反射波を受信し、受信し
た反射波のドプラシフト周波数から運動反射体の運動速
度を検出して表示するパルスドプラ装置が広く用いられ
ている。また、ドプラ断層装置あるいはカラードプラ装
置と呼ばれる運動反射体速度の二次元分布をリアルタイ
ムに表示する血流イメージング装置が実用化されてい
る。2. Description of the Related Art In order to measure a moving reflector inside a living body, for example, a blood flow velocity in a heart or a blood vessel, an ultrasonic pulse is transmitted to the inside of the living body at a predetermined repetition cycle, and the movement reflecting inside the living body is conventionally performed. 2. Description of the Related Art A pulse Doppler device that receives a reflected wave reflected by a body and detects and displays a motion speed of a motion reflector from a Doppler shift frequency of the received reflected wave is widely used. Also, a blood flow imaging apparatus called a Doppler tomography apparatus or a color Doppler apparatus that displays a two-dimensional distribution of the velocity of a moving reflector in real time has been put to practical use.
【０００３】[0003]
【発明が解決しようとする課題】しかしながら、上述し
たドプラ診断装置では、受信信号には血流信号に比べて
振幅が大きく、比較的低速度の血管壁、心臓壁、筋肉、
組織などのクラッタからの反射信号であるクラッタ信号
が混入し、これが血流信号の検出の妨害となっている。
そこで、このクラッタ信号を、低周波成分を除去するク
ラッタ除去フィルタで低減しているが、クラッタ信号を
有効に除去するためには、遮断特性が急峻なフィルタが
必要であり、このようなフィルタを実現するためにはフ
ィルタの構造が複雑となり、かつ応答時間が長くなるた
め、画像表示のリアルタイム性が低下し、細かな時相分
析が困難になるという問題点があった。However, in the above-mentioned Doppler diagnostic apparatus, the amplitude of the received signal is larger than that of the blood flow signal, and the blood vessel wall, heart wall, muscle,
A clutter signal, which is a reflection signal from a clutter such as a tissue, is mixed, and this interferes with detection of a blood flow signal.
Therefore, this clutter signal is reduced by a clutter removal filter that removes low-frequency components.However, in order to effectively remove the clutter signal, a filter having a sharp cutoff characteristic is required. In order to realize this, there is a problem that the structure of the filter becomes complicated and the response time becomes long, so that the real-time property of image display is reduced and it is difficult to perform fine time phase analysis.
【０００４】一方、応答時間の短いフィルタではクラッ
タ信号が十分に除去できないため、血流速度の測定精度
が低下するという問題点がある。また、冠状動脈のよう
に心臓壁の運動と共に移動する血管内の血流を検出しよ
うとしても、クラッタ信号にマスクされて血流信号が良
好に検出できず、カラードプラ画像では血流以外の部分
にクラッタの運動速度が表示されて診断しにくくなって
しまうという問題点があった。On the other hand, a filter having a short response time cannot sufficiently remove the clutter signal, and thus has a problem in that the measurement accuracy of the blood flow velocity is reduced. In addition, even if an attempt is made to detect blood flow in a blood vessel that moves with the movement of the heart wall, such as a coronary artery, the blood flow signal is masked by the clutter signal and the blood flow signal cannot be detected properly. However, there is a problem that the movement speed of the clutter is displayed and the diagnosis becomes difficult.
【０００５】図６は、組織からの反射信号であるクラッ
タ信号と血流信号のパワースペクトルの一例を示す図で
ある。FIG. 6 is a diagram showing an example of a power spectrum of a clutter signal and a blood flow signal which are reflection signals from tissue.
【０００６】例えば、腹部のように動きの小さい組織か
らの静的クラッタ信号は、上述した従来の高域通過型の
クラッタ除去フィルタで除去することができるが、呼吸
により移動する組織（例えば横隔膜）からの動的クラッ
タ信号、あるいは心臓壁のように動きの大きい組織から
の動的クラッタ信号はフィルタの遮断帯域外に入る部分
がある。そのため、遮断特性が緩やかなフィルタではク
ラッタ信号を十分に除去できないため、除去できなかっ
た残留クラッタ信号が血流信号をマスクし、血流信号を
検出することができなくなるという問題点があった。ま
た、通常のドプラ装置では対象とする血流に対応してク
ラッタ除去用のフィルタの遮断特性を選択して使用する
ものがあるが、最適な選択をすることが難しいという問
題点があった。For example, a static clutter signal from a tissue having a small motion such as an abdomen can be removed by the above-mentioned conventional high-pass type clutter removing filter. There is a portion of the signal that falls outside the stop band of the filter. For this reason, there is a problem in that the clutter signal cannot be sufficiently removed by a filter having a gentle cutoff characteristic, and the remaining clutter signal that cannot be removed masks the blood flow signal, making it impossible to detect the blood flow signal. In addition, in some ordinary Doppler apparatuses, the cutoff characteristics of the filter for removing clutter are selected and used in accordance with the target blood flow, but there is a problem that it is difficult to make an optimal selection.
【０００７】そこで、これらの問題点を解消するものと
して、組織などのクラッタからの反射信号であるクラッ
タ信号のドプラシフト周波数（以下、クラッタ周波数と
いう）を算出し、直交検波器の参照周波数をこの周波数
分だけシフトさせ、クラッタ信号を抑制する方法が提案
されている（特開昭５９−１３９２４０号公報参照）。In order to solve these problems, a Doppler shift frequency (hereinafter, referred to as a clutter frequency) of a clutter signal which is a reflection signal from a clutter such as a tissue is calculated, and a reference frequency of a quadrature detector is set to this frequency. A method has been proposed in which a clutter signal is suppressed by shifting by an amount (see JP-A-59-139240).
【０００８】しかしながら、この方法では、クラッタ周
波数に相対的な血流ドプラシフト周波数を検出するた
め、真の血流速度を求めるにはシフトした周波数分だけ
補正する必要があり、その手間が煩雑であった。However, in this method, since the blood flow Doppler shift frequency relative to the clutter frequency is detected, it is necessary to correct only the shifted frequency in order to obtain the true blood flow velocity, which is troublesome. Was.
【０００９】本発明は、上記のような課題を解消するた
めになされたもので、その目的は、低速度で運動する組
織などのクラッタからの反射信号であるクラッタ信号を
遮断特性の急峻なフィルタを用いることなく、短い応答
時間で除去でき、更にクラッタ信号のパワースペクトル
の分散（以下、クラッタのパワースペクトルの分散とい
う）からフィルタの遮断特性を最適に設定し、血流速度
の測定精度を向上し得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 to solve the above problems, and an object of the present invention is to provide a filter having a steep cutoff characteristic for a clutter signal which is a reflection signal from a clutter of a tissue or the like moving at a low speed. The filter can be removed in a short response time without using a filter, and the filter cutoff characteristics are set optimally based on the variance of the power spectrum of the clutter signal (hereinafter referred to as the variance of the power spectrum of the clutter) to improve the measurement accuracy of the blood flow velocity. It is an object of the present invention to provide an ultrasonic Doppler diagnostic apparatus capable of performing the above.
【００１０】[0010]
【課題を解決するための手段】本発明は、上述の事情に
鑑みなされた超音波ドプラ診断装置であって、生体内部
へ所定の繰返し周期で超音波パルスを送信し、生体内部
の運動反射体により反射された反射波を受信し、受信し
た反射波のドプラシフト周波数を検出して運動反射体の
運動速度を表示する超音波ドプラ診断装置において、前
記反射波の受波により得られた受信信号を直交検波し、
受信信号をｘ信号及びｙ信号からなる複素信号に変換す
る直交検波器と、前記受信信号に基づいて、心筋や組織
などのクラッタのドプラシフト周波数を演算するクラッ
タ周波数演算手段と、前記クラッタ周波数演算手段が算
出したクラッタ周波数に対応して遮断周波数帯域を移動
し得るクラッタ除去フィルタと、を備え、前記クラッタ
除去フィルタは、当該フィルタのフィルタ特性のゼロ点
を前記クラッタ周波数に相当する平均位相差だけシフト
するための係数Ｗｋｘ及び係数Ｗｋｙを発生する係数発
生器と、前記ｘ信号を段階的に遅延するｘ信号用の複数
の遅延器と、前記ｙ信号を段階的に遅延するｙ信号用の
複数の遅延器と、前記ｘ信号及び前記段階的に遅延され
たｘ信号に対してそれぞれ対応する前記係数Ｗｋｘを乗
算するｘ信号用の複数の係数Ｗｋｘ乗算器と、前記ｘ信
号及び前記段階的に遅延されたｘ信号に対してそれぞれ
対応する前記係数Ｗｋｙを乗算するｘ信号用の複数の係
数Ｗｋｙ乗算器と、前記ｙ信号及び前記段階的に遅延さ
れたｙ信号に対してそれぞれ対応する前記係数Ｗｋｘを
乗算するｙ信号用の複数の係数Ｗｋｘ乗算器と、前記ｙ
信号及び前記段階的に遅延されたｙ信号に対してそれぞ
れ対応する前記係数Ｗｋｙを乗算するｙ信号用の複数の
係数Ｗｋｙ乗算器と、前記ｘ信号用の複数の係数Ｗｋｘ
乗算器の出力の加算値から、前記ｙ信号用の複数の係数
Ｗｋｙ乗算器の出力の加算値を減算し、これによりクラ
ッタ除去後のｘ信号を出力する回路と、前記ｘ信号用の
複数の係数Ｗｋｙ乗算器の出力の加算値と、前記ｙ信号
用の複数の係数Ｗｋｙ乗算器の出力の加算値とを加算
し、これによりクラッタ除去後のｙ信号を出力する回路
と、を含み、前記クラッタ除去後のｘ信号と前記クラッ
タ除去後のｙ信号がドプラシフト周波数を求める自己相
関器に入力され、静的クラッタ信号又は動的クラッタ信
号を除去し得るように構成したことを特徴とする。SUMMARY OF THE INVENTION The present invention is directed to an ultrasonic Doppler diagnostic apparatus which has been made in view of the above circumstances, and transmits an ultrasonic pulse at a predetermined repetition rate to the inside of a living body, and a motion reflector inside the living body. In the ultrasonic Doppler diagnostic apparatus that receives the reflected wave reflected by the, detects the Doppler shift frequency of the received reflected wave and displays the motion velocity of the motion reflector, the received signal obtained by receiving the reflected wave Quadrature detection,
A quadrature detector for converting a received signal into a complex signal composed of an x signal and a y signal; clutter frequency calculating means for calculating a Doppler shift frequency of clutter such as myocardium and tissue based on the received signal; and the clutter frequency calculating means And a clutter removing filter capable of moving a cut-off frequency band in accordance with the calculated clutter frequency, wherein the clutter removing filter shifts a zero point of a filter characteristic of the filter by an average phase difference corresponding to the clutter frequency. A coefficient generator for generating a coefficient Wkx and a coefficient Wky for delaying the x signal, a plurality of delay units for the x signal to delay the x signal in stages, and a plurality of delay units for the y signal to delay the y signal in stages. And a delay unit for multiplying the x signal and the stepwise delayed x signal by the corresponding coefficient Wkx, respectively. A coefficient Wkx multiplier number, the x signal
Signal and the stepwise delayed x signal, respectively.
A plurality of coefficients for the x signal multiplied by the corresponding coefficient Wky
A number Wky multiplier, the y signal and the stepwise delayed
The corresponding coefficient Wkx is calculated for each of the obtained y signals.
A plurality of coefficient Wkx multipliers for y signals to be multiplied;
A plurality of y-signals for multiplying the signal and the stepwise delayed y-signal by the corresponding coefficient Wky, respectively.
A coefficient Wky multiplier and a plurality of coefficients Wkx for the x signal
From the sum of the outputs of the multipliers, a plurality of coefficients for the y signal
The added value of the output of the Wky multiplier is subtracted.
A circuit for outputting an x signal after removing the
A sum of outputs of a plurality of coefficient Wky multipliers and the y signal
The sum of the outputs of multiple coefficient Wky multipliers for
And a circuit for outputting a y signal after removing clutter.
If, include, x signal after the clutters removed and the clutch
The y signal after removing the clutter is input to an autocorrelator for determining the Doppler shift frequency, and is configured to remove a static clutter signal or a dynamic clutter signal.
【００１１】また、本発明は、前記受信信号に基づい
て、心筋や組織などのクラッタのパワースペクトルの分
散を求めるクラッタ分散演算手段を含み、前記クラッタ
除去フィルタは、更に前記クラッタ分散演算手段が求め
たクラッタのパワースペクトルの分散に対応して遮断周
波数帯域を可変でき、前記係数発生器は、前記クラッタ
周波数及び前記クラッタのパワースペクトルの分散に応
じて前記係数Ｗｋｘ及び前記係数Ｗｋｙを発生し、クラ
ッタのパワースペクトルの分散に対応して前記フィルタ
の遮断特性を最適に設定するように構成したことを特徴
とする。[0011] The present invention is also based on the received signal.
Of the power spectrum of clutter such as myocardium and tissue.
A clutter variance calculating means for obtaining a scatter;
The removal filter is further determined by the clutter variance calculating means.
Cutoff frequency corresponding to the dispersion of the power spectrum of
The wave number band can be varied, and the coefficient generator is
Frequency and dispersion of the power spectrum of the clutter
The coefficient Wkx and the coefficient Wky are generated first, and the cutoff characteristic of the filter is optimally set in accordance with the variance of the power spectrum of the clutter.
【００１２】[0012]
【作用】本発明における超音波ドプラ診断装置の上記第
１の構成においては、超音波パルスを送信し運動反射体
で反射した反射波の受信信号に基づき、クラッタ周波数
演算手段が、心筋や組織などのクラッタのドプラシフト
周波数を演算する。クラッタ除去フィルタは、クラッタ
周波数演算手段が算出したクラッタ周波数に対応して遮
断周波数帯域を移動させ、静的クラッタ信号又は動的ク
ラッタ信号を除去する。In the first configuration of the ultrasonic Doppler diagnostic apparatus according to the present invention, the clutter frequency calculation means transmits the ultrasonic pulse and, based on the reception signal of the reflected wave reflected by the motion reflector, performs clutter frequency calculation. Calculate the Doppler shift frequency of the clutter . Clutter suppression filters, clutter frequency computing means moves the <br/> sectional frequency band barrier in response to the clutter frequency calculated is to remove the static clutter signal or dynamic clutter signal.
【００１３】また、本発明における超音波ドプラ診断装
置の上記第２の構成においては、超音波パルスを送信し
運動反射体で反射した反射波の受信信号に基づき、クラ
ッタ分散演算手段が、心筋や組織などのクラッタのパワ
ースペクトルの分散を求める。クラッタ除去フィルタ
は、クラッタ分散演算手段が求めたクラッタのパワース
ペクトルの分散に対応してフイルタの遮断周波数帯域を
可変し、クラッタのパワースペクトルの分散に対応して
フイルタの遮断特性を最適に設定する。[0013] In the second configuration of the ultrasonic Doppler diagnostic apparatus according to the present invention, the clutter variance calculating means transmits the ultrasonic pulse and, based on the received signal of the reflected wave reflected by the motion reflector, performs clutter dispersion calculating means. Find the variance of the power spectrum of clutter such as tissue . Clutter elimination filter, the variable and the cut-off frequency band of the filter in response to the dispersion of the power spectrum of the clutter clutter variance calculating means is determined, optimally set the cutoff characteristics of the filter in response to the dispersion of the power spectrum of the clutter I do.
【００１４】[0014]
【実施例】以下、本発明の一実施例を図を用いて説明す
る。DESCRIPTION OF THE PREFERRED EMBODIMENTS One embodiment of the present invention will be described below with reference to the drawings.
【００１５】図１は、本発明に係る超音波ドプラ診断装
置の構成を示すブロック図である。超音波ドプラ診断装
置は、生体１００内部へ超音波を送受波するプローブ１
を有しており、プローブ１には、プローブ１を所定の繰
返し周期のパルス電圧で励振するとともに、生体１００
内部の運動反射体により反射された反射波を受けたプロ
ーブ１の受信信号を受信する送受信器２が接続されてい
る。そして、送受信器２には、プローブ１から発射され
る超音波パルスビームを機械的又は電気的な角度偏向な
どによって走査させて超音波パルスビームで生体１００
内部を周期的に走査あるいは所望の偏向角にて走査を停
止する走査制御器３と、送受信器２が受信した受信信号
を増幅する増幅器４と、送受信器２が受信した受信信号
を複素信号に変換する直交検波器５とが並列に接続され
ており、走査制御器３には、直交検波器５へ出力する参
照信号を生成し、かつ走査制御器３へ出力するパルス送
信繰返し信号やフレーム同期信号等を生成するタイミン
グ信号発生器６が接続されている。FIG. 1 is a block diagram showing the configuration of an ultrasonic Doppler diagnostic apparatus according to the present invention. An ultrasonic Doppler diagnostic apparatus includes a probe 1 for transmitting and receiving an ultrasonic wave into and from a living body 100.
In the probe 1, the probe 1 is excited with a pulse voltage having a predetermined repetition cycle, and the living body 100
A transceiver 2 for receiving a reception signal of the probe 1 having received a reflected wave reflected by the internal moving reflector is connected. The transmitter / receiver 2 scans the ultrasonic pulse beam emitted from the probe 1 by mechanical or electrical angle deflection or the like, and uses the ultrasonic pulse beam to scan the living body 100 with the ultrasonic pulse beam.
A scanning controller 3 for periodically scanning the inside or stopping the scanning at a desired deflection angle, an amplifier 4 for amplifying a received signal received by the transceiver 2, and a complex signal for converting the received signal received by the transceiver 2 to a complex signal A quadrature detector 5 to be converted is connected in parallel. The scan controller 3 generates a reference signal to be output to the quadrature detector 5 and outputs a pulse transmission repetition signal or a frame synchronization signal to be output to the scan controller 3. A timing signal generator 6 for generating a signal or the like is connected.
【００１６】また、増幅器４には検波器７が接続されて
おり、検波器７には検波器７のアナログ出力をデジタル
信号に変換するＡ／Ｄ変換器８が接続されている。更
に、Ａ／Ｄ変換器８には、デジタルスキャンコンバータ
（ＤＳＣ）９が接続されており、ＤＳＣ９には、ＤＳＣ
９のデジタル出力をアナログ信号に変換するＤ／Ａ変換
器１０が接続されており、Ｄ／Ａ変換器１０には表示器
１１が接続されている。Further, a detector 7 is connected to the amplifier 4, and an A / D converter 8 for converting an analog output of the detector 7 into a digital signal is connected to the detector 7. Further, a digital scan converter (DSC) 9 is connected to the A / D converter 8, and the DSC 9 is connected to the DSC.
A D / A converter 10 for converting the digital output of No. 9 into an analog signal is connected, and a display 11 is connected to the D / A converter 10.
【００１７】一方、直交検波器５には適応型クラッタ除
去フィルタ１２が接続されており、適応型クラッタ除去
フィルタ１２には、自己相関器１３が接続されている。
更に、自己相関器１３には、自己相関器１３の出力から
血流速度Ｖを演算する血流速度演算器１５と、血流分散
データσ2 を演算する血流分散演算器１６とが並列に接
続されており、血流速度演算器１５と血流分散演算器１
６とはＤＳＣ９に接続されている。On the other hand, an adaptive clutter removing filter 12 is connected to the quadrature detector 5, and an autocorrelator 13 is connected to the adaptive clutter removing filter 12.
Further, the autocorrelator 13 has a blood flow velocity calculator 15 for calculating the blood flow velocity V from the output of the autocorrelator 13 and a blood flow dispersion calculator 16 for calculating the blood flow dispersion data σ 2 in parallel. Connected to the blood flow velocity calculator 15 and the blood flow dispersion calculator 1
6 is connected to the DSC 9.
【００１８】図２は、適応型クラッタ除去フィルタ１２
の構成を示すブロック図である。FIG. 2 shows an adaptive clutter removing filter 12.
FIG. 3 is a block diagram showing the configuration of FIG.
【００１９】適応型クラッタ除去フィルタ１２は、自己
相関器１７を有しており、自己相関器１７には、クラッ
タのドプラシフト周波数を演算するクラッタ周波数演算
器１８とクラッタのパワースペクトルの分散を求めるク
ラッタ分散演算器１９とが並列に接続されており、クラ
ッタ周波数演算器１８とクラッタ分散演算器１９とには
クラッタ除去フィルタ２０が接続されている。The adaptive clutter removing filter 12 has an autocorrelator 17. The autocorrelator 17 has a clutter frequency calculator 18 for calculating the Doppler shift frequency of the clutter and a clutter for calculating the variance of the power spectrum of the clutter. A dispersion computing unit 19 is connected in parallel, and a clutter removal filter 20 is connected to the clutter frequency computing unit 18 and the clutter dispersion computing unit 19.
【００２０】更に、クラッタ除去フィルタ２０は、図３
に詳示するように、クラッタ周波数演算器１８の出力ｆ
c とクラッタ分散演算器１９の出力σc 2 とにより係数
Ｗkx、Ｗky（ｋ＝０，１，２）を出力する係数発生器２
１を有しており、係数発生器２１には、係数発生器２１
が発生した係数Ｗ0x、Ｗ0yと直交検波器５の出力ｘ
［ｋ］、ｙ［ｋ］とをそれぞれ乗じる乗算器２２、２
３、２４、２５と、係数発生器２１が発生した係数
Ｗ1x、Ｗ1yと直交検波器５の出力ｘ［ｋ］、ｙ［ｋ］を
遅延器２６、２７により遅延した出力とを乗じる乗算器
２８、２９、３０、３１と、係数発生器２１が発生した
係数Ｗ2x、Ｗ2yと遅延器２６、２７の出力を更に遅延し
た遅延器３２、３３の出力とを乗じる乗算器３４、３
５、３６、３７とが接続されている。更に、乗算器２
２、２８、３４は加算器３８に接続されており、乗算器
２３、２９、３５は加算器３９に接続されており、乗算
器２４、３０、３６は加算器４０に接続されており、乗
算器２５、３１、３７は加算器４１に接続されており、
加算器３８、４０は加算器４２に接続されており、加算
器３９、４１は加算器４３に接続されている。Further, the clutter removing filter 20 has a configuration shown in FIG.
, The output f of the clutter frequency calculator 18
coefficient by the output sigma c 2 c and clutter variance calculating unit 19 W kx, W ky (k = 0,1,2) outputs a coefficient generator 2
1 and the coefficient generator 21 includes a coefficient generator 21
W 0x , W 0y generated by and the output x of the quadrature detector 5
Multipliers 22 and 2 for multiplying [k] and y [k], respectively.
And 3,24,25, coefficient W 1x coefficient generator 21 occurs, W 1y output x of the quadrature detector 5 [k], the multiplication of multiplying an output delayed by delay device 26 and 27 y [k] Multipliers 28, 29, 30, 31, and multipliers 34, 3 for multiplying the coefficients W 2x , W 2y generated by the coefficient generator 21 and the outputs of the delay units 32, 33 obtained by further delaying the outputs of the delay units 26, 27.
5, 36 and 37 are connected. Further, the multiplier 2
2, 28 and 34 are connected to an adder 38, multipliers 23, 29 and 35 are connected to an adder 39, and multipliers 24, 30, and 36 are connected to an adder 40. The devices 25, 31, and 37 are connected to the adder 41,
The adders 38 and 40 are connected to an adder 42, and the adders 39 and 41 are connected to an adder 43.
【００２１】次に、本実施例の作用について説明する。Next, the operation of this embodiment will be described.
【００２２】第１図において、プローブ１より生体１０
０内部へ所定の繰返し周期で超音波パルスを送波し、生
体１００内部の血流等の運動反射体により反射された反
射波をプローブ１で受波する。プローブ１で電気信号に
変換された受信信号を送受信器２で受信する。更に、送
受信器２が受信する受信信号は増幅器４により増幅され
て検波器７へ送られ、検波器７により検波されてＡ／Ｄ
変換器８へ送られる。そして、Ａ／Ｄ変換器８によりデ
ジタル化された白黒エコー（Ｂ／Ｗ）信号はＤＳＣ９へ
送られ、Ｄ／Ａ変換器１０へ送られてアナログデータに
変換されて表示器１１へ白黒エコー画像が表示される。In FIG. 1, a living body 10 is
An ultrasonic pulse is transmitted into the inside of the living body 100 at a predetermined repetition cycle, and the probe 1 receives a reflected wave reflected by a moving reflector such as a blood flow inside the living body 100. The reception signal converted into an electric signal by the probe 1 is received by the transceiver 2. Further, the received signal received by the transceiver 2 is amplified by the amplifier 4 and sent to the detector 7, where it is detected by the detector 7 and A / D
It is sent to the converter 8. Then, the black-and-white echo (B / W) signal digitized by the A / D converter 8 is sent to the DSC 9, sent to the D / A converter 10, converted into analog data, and sent to the display 11 for a black-and-white echo image. Is displayed.
【００２３】一方、送受信器２が受信するドプラシフト
を受けた受信信号は直交検波器５により複素信号に変換
され、この複素信号に変換されたドプラシフト信号は、
適応型クラッタ除去フィルタ１２によりクラッタ信号が
除去される。そして、クラッタ信号が除去されたドプラ
シフト信号は自己相関器１３へ送られ、この自己相関器
１３の出力から血流速度演算器１５により血流速度Ｖを
求め、血流分散演算器１６によりパワースペクトルの分
散σ2 を求める。更に、求めた血流速度Ｖ及びパワース
ペクトルの分散σ2 をＤＳＣ９へ入力し、平均周波数情
報としてＤ／Ａ変換器１０へ送られてアナログデータに
変換されて表示器１１へ表示される。On the other hand, the Doppler-shifted received signal received by the transceiver 2 is converted into a complex signal by the quadrature detector 5, and the Doppler shifted signal converted into the complex signal is
The clutter signal is removed by the adaptive clutter removing filter 12. The Doppler shift signal from which the clutter signal has been removed is sent to the autocorrelator 13, the blood flow velocity V is obtained from the output of the autocorrelator 13 by the blood flow velocity calculator 15, and the power spectrum is calculated by the blood flow dispersion calculator 16. determination of the variance σ 2. Further, the obtained blood flow velocity V and the variance σ 2 of the power spectrum are input to the DSC 9, sent to the D / A converter 10 as average frequency information, converted into analog data, and displayed on the display 11.
【００２４】ここで、適応型クラッタ除去フィルタ１２
の動作について説明する。まず、クラッタ周波数適応機
能について説明する。Here, the adaptive clutter removing filter 12
Will be described. First, the clutter frequency adaptation function will be described.
【００２５】図２に示すように、直交検波器５の出力ｘ
［ｋ］、ｙ［ｋ］を自己相関器１７に入力して直交検波
出力の自己相関出力Ｒcx、Ｒcyを求め、クラッタ周波数
演算器１８は自己相関出力Ｒcx、Ｒcyよりクラッタのド
プラシフト周波数ｆc を算出する。そして、図４に示す
ように、クラッタ除去フィルタ２０はこのクラッタのド
プラシフト周波数ｆc に遮断帯域のゼロ点をシフトして
クラッタ信号を除去する。なお、超音波パルス送信繰返
し周期をＴとすると、クラッタの平均位相差は、次式で
求められる。As shown in FIG. 2, the output x of the quadrature detector 5
[K], y [k] autocorrelation by inputting quadrature detection output to the autocorrelator 17 output R cx, seeking R cy, clutter frequency calculator 18 autocorrelation output R cx, clutter from R cy Doppler shift to calculate the frequency f c. Then, as shown in FIG. 4, the clutter rejection filter 20 removes clutter signal to shift the zero point of the stopband in the Doppler shift frequency f c of the clutter. In addition, assuming that the ultrasonic pulse transmission repetition period is T, the average phase difference of the clutter is obtained by the following equation.
【００２６】 Δθc ＝ＴＡＮ-1（Ｒcy／Ｒcx） …（１） ＝２πｆc Ｔ …（２） なお、クラッタ除去フィルタ２０をＦＩＲフィルタによ
り構成した場合、ｐ−ｔａｐのＦＩＲフィルタ係数をｈ
k （k=0,1,…,p-1）とすると、フィルタ特性のゼロ点を
第２式で求めたクラッタの平均位相差Δθc だけシフト
するフィルタ特性は、次式の係数Ｗk で求められる。Δθ c = TAN −1 (R cy / R cx ) (1) = 2πf c T (2) When the clutter removing filter 20 is configured by an FIR filter, the p-tap FIR filter coefficient is h
Assuming that k (k = 0, 1,..., p−1), the filter characteristic that shifts the zero point of the filter characteristic by the average phase difference Δθ c of the clutter obtained by the second equation is represented by a coefficient W k of the following equation. Desired.
【００２７】 Ｗk ＝ｈk ・ｅｘｐ（ｊｋΔθc ） （k=0,1,…,p-1） …（３） 従って、直交検波出力をｚ［ｋ］とすると、フィルタ出
力ｆ［ｋ］は次式で求められる。W k = h k · exp (jkΔθ c ) (k = 0, 1,..., P−1) (3) Therefore, if the quadrature detection output is z [k], the filter output f [k] Is obtained by the following equation.
【００２８】[0028]
【数１】 ここで、 ｆ［ｋ］＝ｆｘ［ｋ］＋ｊｆｙ［ｋ］ ｚ［ｋ］＝ｘ［ｋ］＋ｊｙ［ｋ］ ｚ［ｋ−ｉ］＝ｘ［ｋ−ｉ］＋ｊｙ［ｋ−ｉ］ すなわち、静的クラッタ信号を除去する場合、クラッタ
のドプラシフト周波数は０となり、クラッタの平均位相
差Δθc も０となり、図４のＡの特性により静的クラッ
タ信号を除去する。そして、動的クラッタ信号を除去す
る場合、クラッタのドプラシフト周波数は所定値ｆc と
なり、Δθc は第２式より求められ、遮断帯域のゼロ点
を所定値ｆc にシフトし、図４のＢの特性により動的ク
ラッタ信号を除去する。これにより、残留クラッタ信号
を従来例に比べて大幅に低減し得る。(Equation 1) Here, f [k] = fx [k] + jfy [k] z [k] = x [k] + zy [k] z [ki] = x [ki] + ji [ki] When removing the static clutter signal, the Doppler shift frequency of the clutter becomes 0, the average phase difference Δθ c of the clutter also becomes 0, and the static clutter signal is removed by the characteristic of A in FIG. Then, when removing a dynamic clutter signals, the Doppler shift frequency of the clutter next predetermined value f c, [Delta] [theta] c is sought from the second equation, the zero point of the stopband is shifted to a predetermined value f c, of FIG. 4 B Removes the dynamic clutter signal. As a result, the residual clutter signal can be significantly reduced as compared with the conventional example.
【００２９】次に、クラッタ分散適応機能について説明
する。Next, the clutter dispersion adaptive function will be described.
【００３０】図２に示すように、クラッタ分散演算器１
９は、自己相関器１７の自己相関出力Ｒcx、Ｒcyよりク
ラッタのパワースペクトルの分散σc 2 を算出する。そ
して、クラッタ除去フィルタ２０はこのクラッタのパワ
ースペクトルの分散σc 2 に基づきフィルタの遮断特性
を最適に設定し、クラッタ信号を除去する。すなわち、
クラッタ信号の帯域が狭ければ遮断周波数を低く設定
し、クラッタ信号の帯域が広ければ遮断周波数を高く設
定してクラッタ信号を十分に除去して血流速度の測定精
度を向上させる。As shown in FIG. 2, the clutter distributed arithmetic unit 1
9 calculates the variance σ c 2 of the power spectrum of the clutter from the auto-correlation outputs R cx and R cy of the auto-correlator 17. Then, the clutter removing filter 20 optimally sets the cutoff characteristic of the filter based on the variance σ c 2 of the power spectrum of the clutter, and removes the clutter signal. That is,
If the band of the clutter signal is narrow, the cutoff frequency is set low, and if the band of the clutter signal is wide, the cutoff frequency is set high, so that the clutter signal is sufficiently removed to improve the measurement accuracy of the blood flow velocity.
【００３１】例えば、クラッタ除去フィルタ２０の出力
パワーをＲc （０）とし、自己相関器１７の出力の絶対
値を｜Ｒc （Ｔ）｜とすると、クラッタ周波数のスペク
トルの分散σc 2 は次式により求められる。For example, when the output power of the clutter removing filter 20 is R c (0) and the absolute value of the output of the autocorrelator 17 is | R c (T) |, the variance σ c 2 of the spectrum of the clutter frequency is It is obtained by the following equation.
【００３２】 σc 2 ＝｛１−｜Ｒc （Ｔ）｜／Ｒc （０）｝／２π2 Ｔ2 …（５） 従って、図５に示すように、クラッタ信号１のように帯
域（２σ1 ）が狭ければ遮断周波数を低く設定（特性
Ｃ）し、クラッタ信号２のように帯域（２σ2 ）が広け
れば遮断周波数を高く設定（特性Ｄ）し、クラッタ信号
を十分に除去して血流速度の測定精度を向上させる。Σ c 2 = {1− | R c (T) | / R c (0)} / 2π 2 T 2 (5) Therefore, as shown in FIG. If 2σ 1 ) is narrow, the cutoff frequency is set low (characteristic C). If the band (2σ 2 ) is wide as in the clutter signal 2, the cutoff frequency is set high (characteristic D), and the clutter signal is sufficiently removed. To improve blood flow velocity measurement accuracy.
【００３３】なお、適応型クラッタ除去フィルタ１２
は、クラッタ周波数適応機能とクラッタ分散適応機能と
を組み合わせた処理を行い、クラッタ信号除去効果を向
上させている。The adaptive clutter removal filter 12
Performs a process combining the clutter frequency adaptation function and the clutter dispersion adaptation function to improve the clutter signal removal effect.
【００３４】[0034]
【発明の効果】以上説明したように、本発明の超音波ド
プラ診断装置によれば、受信信号に基づき心筋や組織な
どのクラッタのドプラシフト周波数をクラッタ周波数演
算手段により演算し、クラッタ周波数演算手段が算出し
たクラッタ周波数に対応してクラッタ除去フィルタは遮
断周波数帯域を移動するように構成したので、静的クラ
ッタ信号又は動的クラッタ信号を除去することができ、
例えば、低速度で運動する心臓壁に近接する心臓内の血
流速度や、冠状動脈の血流速度を正確に表示することが
できる。これにより、遮断特性の急峻なフィルタを用い
なくても十分にクラッタ信号を除去でき、フィルタの回
路構成を簡素化することができる。As described above, according to the ultrasonic Doppler diagnostic apparatus of the present invention, the clutter frequency calculating means calculates the Doppler shift frequency of clutter such as myocardium or tissue based on the received signal. since calculating clutter rejection filter in response to the clutter frequency and is configured to move the <br/> sectional frequency band barrier, it can remove static clutter signal or dynamic clutter signal,
For example, it is possible to accurately display the blood flow velocity in the heart near the heart wall that moves at a low speed and the blood flow velocity in the coronary artery. Thus, the clutter signal can be sufficiently removed without using a filter having a sharp cutoff characteristic, and the circuit configuration of the filter can be simplified.
【００３５】また、本発明の超音波ドプラ診断装置によ
れば、受信信号に基づき心筋や組織などのクラッタのパ
ワースペクトルの分散をクラッタ分散演算手段により求
め、クラッタ分散演算手段が求めたクラッタのパワース
ペクトルの分散に対応して、クラッタ除去フィルタは、
遮断周波数帯域を可変するように構成したので、クラッ
タのパワースペクトルの分散に対応して遮断特性を最適
に設定することができる。Further, according to the ultrasonic Doppler diagnostic device of the present invention, it determined by the clutter variance calculating means the dispersion of the power spectrum of the clutter, such as myocardial or tissue basis of the received signal, the clutter power of the clutter dispersion calculating means is determined in response to the variance of the spectrum, clutter elimination filter,
Since the cutoff frequency band is configured to be variable, the cutoff characteristics can be optimally set in accordance with the dispersion of the power spectrum of the clutter.
【図１】本発明に係る超音波ドプラ診断装置の構成を示
すブロック図である。FIG. 1 is a block diagram showing a configuration of an ultrasonic Doppler diagnostic apparatus according to the present invention.
【図２】本発明に係る適応型クラッタ除去フィルタの構
成を示すブロック図である。FIG. 2 is a block diagram showing a configuration of an adaptive clutter removing filter according to the present invention.
【図３】本発明に係る適応型クラッタ除去フイルタ内に
設けられたクラッタ除去フィルタの構成を示すブロック
図である。FIG. 3 is a block diagram showing a configuration of a clutter removing filter provided in an adaptive clutter removing filter according to the present invention.
【図４】本発明に係るクラッタ信号の除去動作を説明す
るための図である。FIG. 4 is a diagram for explaining an operation of removing a clutter signal according to the present invention.
【図５】本発明に係るクラッタ信号の除去動作を説明す
るための図である。FIG. 5 is a diagram for explaining a clutter signal removing operation according to the present invention.
【図６】従来の超音波ドプラ診断装置のクラッタ信号の
除去動作を説明するための図である。FIG. 6 is a diagram for explaining a clutter signal removing operation of the conventional ultrasonic Doppler diagnostic apparatus.
１ プローブ ２ 送受信器 １１ 表示器 １２ 適応型クラッタ除去フィルタ １３ 自己相関器 １８ クラッタ周波数演算器 １９ クラッタ分散演算器 ２０ クラッタ除去フィルタ DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 Probe 2 Transceiver 11 Display 12 Adaptive clutter removal filter 13 Autocorrelator 18 Clutter frequency calculator 19 Clutter dispersion calculator 20 Clutter removal filter
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名) A61B 8/00 - 8/15 実用ファイル（ＰＡＴＯＬＩＳ) 特許ファイル（ＰＡＴＯＬＩＳ)────────────────────────────────────────────────── ─── Continued on the front page (58) Fields investigated (Int.Cl. 7 , DB name) A61B 8/00-8/15 Practical file (PATOLIS) Patent file (PATOLIS)
Claims (2)
ルスを送信し、生体内部の運動反射体により反射された
反射波を受信し、受信した反射波のドプラシフト周波数
を検出して運動反射体の運動速度を表示する超音波ドプ
ラ診断装置において、 前記反射波の受波により得られた受信信号を直交検波
し、受信信号をｘ信号及びｙ信号からなる複素信号に変
換する直交検波器と、 前記受信信号に基づいて、心筋や組織などのクラッタの
ドプラシフト周波数を演算するクラッタ周波数演算手段
と、 前記クラッタ周波数演算手段が算出したクラッタ周波数
に対応して遮断周波数帯域を移動し得るクラッタ除去フ
ィルタと、 を備え、 前記クラッタ除去フィルタは、 当該フィルタのフィルタ特性のゼロ点を前記クラッタ周
波数に相当する平均位相差だけシフトするための係数Ｗ
ｋｘ及び係数Ｗｋｙを発生する係数発生器と、前記ｘ信
号を段階的に遅延するｘ信号用の複数の遅延器と、 前記ｙ信号を段階的に遅延するｙ信号用の複数の遅延器
と、 前記ｘ信号及び前記段階的に遅延されたｘ信号に対して
それぞれ対応する前記係数Ｗｋｘを乗算するｘ信号用の
複数の係数Ｗｋｘ乗算器と、前記ｘ信号及び前記段階的に遅延されたｘ信号に対して
それぞれ対応する前記係数Ｗｋｙを乗算するｘ信号用の
複数の係数Ｗｋｙ乗算器と、 前記ｙ信号及び前記段階的に遅延されたｙ信号に対して
それぞれ対応する前記係数Ｗｋｘを乗算するｙ信号用の
複数の係数Ｗｋｘ乗算器と、 前記ｙ信号及び前記段階的に遅延されたｙ信号に対して
それぞれ対応する前記係数Ｗｋｙを乗算するｙ信号用の
複数の係数Ｗｋｙ乗算器と、前記ｘ信号用の複数の係数Ｗｋｘ乗算器の出力の加算値
から、前記ｙ信号用の複数の係数Ｗｋｙ乗算器の出力の
加算値を減算し、これによりクラッタ除去後のｘ信号を
出力する回路と、 前記ｘ信号用の複数の係数Ｗｋｙ乗算器の出力の加算値
と、前記ｙ信号用の複 数の係数Ｗｋｙ乗算器の出力の加
算値とを加算し、これによりクラッタ除去後のｙ信号を
出力する回路と、 を含み、 前記クラッタ除去後のｘ信号と前記クラッタ除去後のｙ
信号がドプラシフト周波数を求める自己相関器に入力さ
れ、 静的クラッタ信号又は動的クラッタ信号を除去し得るよ
うに構成したことを特徴とする超音波ドプラ診断装置。1. A moving reflector that transmits an ultrasonic pulse to a living body at a predetermined repetition cycle, receives a reflected wave reflected by a moving reflector inside the living body, detects a Doppler shift frequency of the received reflected wave, and detects the Doppler shift frequency of the received reflected wave. In an ultrasonic Doppler diagnostic apparatus that displays the velocity of motion, a quadrature detector that performs quadrature detection on a received signal obtained by receiving the reflected wave, and converts the received signal into a complex signal including an x signal and a y signal. Based on the received signal, clutter frequency calculation means for calculating the Doppler shift frequency of clutter such as myocardium or tissue, and a clutter removal filter capable of moving a cutoff frequency band corresponding to the clutter frequency calculated by the clutter frequency calculation means. The clutter removal filter has a zero point of a filter characteristic of the filter as an average phase difference corresponding to the clutter frequency. Coefficient W for shifting
a coefficient generator that generates kx and a coefficient Wky; a plurality of delay units for the x signal that delays the x signal stepwise; a plurality of delay units for the y signal that delays the y signal stepwise; A plurality of coefficient Wkx multipliers for the x signal for multiplying the x signal and the stepped x signal by the corresponding coefficient Wkx, respectively, the x signal and the stepped x signal Against
For the x signal to be multiplied by the corresponding coefficient Wky
A plurality of coefficient Wky multipliers, for the y signal and the stepwise delayed y signal;
For the y signal to be multiplied by the corresponding coefficient Wkx, respectively.
A plurality of coefficient Wkx multipliers ; a plurality of coefficient Wky multipliers for the y signal for multiplying the y signal and the stepwise delayed y signal with the corresponding coefficient Wky ; Addition value of outputs of multiple coefficient Wkx multipliers
From the output of the plurality of coefficient Wky multipliers for the y signal.
The added value is subtracted, whereby the x signal after clutter removal is
An output circuit, and an added value of outputs of the plurality of coefficient Wky multipliers for the x signal
When pressurized the output of multiple coefficients Wky multiplier for said y signal
And the y signal after the clutter removal is performed.
A circuit for outputting the x signal after the clutter removal and the y signal after the clutter removal
An ultrasonic Doppler diagnostic apparatus characterized in that a signal is input to an autocorrelator for determining a Doppler shift frequency so that a static clutter signal or a dynamic clutter signal can be removed.
パワースペクトルの分散を求めるクラッタ分散演算手段
を含み、 前記クラッタ除去フィルタは、更に前記クラッタ分散演
算手段が求めたクラッタのパワースペクトルの分散に対
応して遮断周波数帯域を可変でき、 前記係数発生器は、前記クラッタ周波数及び前記クラッ
タのパワースペクトルの分散に応じて前記係数Ｗｋｘ及
び前記係数Ｗｋｙを発生し、 クラッタのパワースペクトルの分散に対応して前記フィ
ルタの遮断特性を最適に設定するように構成したことを
特徴とする超音波ドプラ診断装置。2. The apparatus according to claim 1, further comprising: clutter variance calculating means for obtaining a variance of a power spectrum of a clutter such as a myocardium or a tissue based on the received signal, wherein the clutter removing filter further includes the clutter variance. The cut-off frequency band can be varied in accordance with the variance of the power spectrum of the clutter obtained by the calculating means. The coefficient generator calculates the coefficient Wkx and the coefficient Wky in accordance with the clutter frequency and the variance of the power spectrum of the clutter. An ultrasonic Doppler diagnostic apparatus, wherein the diagnostic apparatus is configured to set the cutoff characteristics of the filter optimally in accordance with the generated power spectrum of clutter.
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