JP4094317B2 - Ultrasonic diagnostic equipment - Google Patents

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、ドプラスペクトラムを表示することのできる超音波診断装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
従来、超音波パルス反射法と超音波ドプラ法を併用し、１つの超音波プローブを用いた超音波走査により診断部位の断層像とその血流情報を得ると共に、少なくともその血流情報をリアルタイム表示する超音波ドプラ診断装置が知られている。この装置は、体内の血流等の流れのある診断部位に向けて送受波される超音波のドプラ効果により送信周波数に対して受信周波数が僅かに偏移し、その偏移周波数（ドプラ周波数）が血流速度に比例するといった超音波ドプラ法の原理に基づいて、ドプラ周波数の周波数解析を行いその結果から血流情報を得るものである。
【０００３】
上記の超音波ドプラ診断装置では、得られたドプラ信号に対する高速フーリエ変換（ＦＦＴ）の周波数分析の結果を、縦軸に周波数ｆ、横軸に時間ｔ、各周波数成分のパワー（強さ）を輝度（階調）としてスペクトラム表示したドプラ周波数のスペクトラム画像を対象として、診断で用いる項目（パラメータ）の計測処理が行なわれる。
【０００４】
すなわち、この計測処理によれば、１）ドプラ周波数のスペクトラム画像上で、その周波数ｆ軸方向の周波数分布内での最大周波数に対応する最大流速（周波数の絶対値の最大値）Ｖｐ（Ｖpeak）及び平均周波数に対応する平均流速（周波数の絶対値の平均値）Ｖｍ（Ｖmean）の位置を求め、その最大流速Ｖｐ、平均流速Ｖｍの位置の時間変化をその時間軸ｔ方向にトレースする（トレース波形検出処理）、２）そのＶｐ、Ｖｍの時間的な位置変化曲線を示すトレース波形上で、心周期（１心拍）毎に心臓収縮期の波形ピークＰＳ（Peak of Systolic）及び心臓拡張期の波形ピークＥＤ（End of Diastolic）の同期検出を行う（ピーク検出処理）、３）そのＰＳ／ＥＤの情報を元に、血管内の血液流量や拍動流のＨＲ（Heart Rate：心拍数）、ＰＩ（Pulsatility Index）、及びＲＩ（Resistance Index）等の診断に関する各種パラメータ（指標）を計測しその計測値を表示する処理（パラメータ計測処理）が実行される。
【０００５】
上記のＶｐ、Ｖｍのトレース波形検出処理、ＰＳ／ＥＤのピーク検出処理、ＰＩ、ＲＩ等のパラメータ計測処理は、フリーズ画像を対象にしてマニュアル操作を基本に行なわれるものであるが、近年では、リアルタイム画像を対象にして自動操作で行なう装置（以下、「超音波ドプラ・リアルタイム・オートトレース診断装置」）も普及してきている。
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、上述した超音波ドプラ診断装置用の超音波ドプラ・リアルタイム・オートトレース診断装置では、Ｖｐ、Ｖｍのトレース波形検出処理、ＰＳ／ＥＤのピーク検出処理、及びＰＩ、ＲＩ等のパラメータ計測処理を行なう際に、スペクトラム信号の感度や、診断部位、或いはスペクトラム画像中に混入する様々なノイズ成分の影響を受けて、誤動作が生じ、誤った計測値を表示してしまうといった問題があった。
【０００７】
例えば、Ｖｐ、Ｖｍのトレース波形検出処理に関しては、１）スペクトラム画像の周波数方向の辺縁付近ではその中央付近と比べ感度が悪いために、トレース不良が生じやすい、２）クラッタの大きい領域ではトレース不良が多発する、３）スペクトラム画像の０Ｈｚ付近を交差する波形ではその正負の符号が変化するために、トレース波形上にスパイク状のノイズが発生してトレース不良が発生しやすい、４）クラッタ等の影響を受けて、平均流速Ｖｍが実際の値よりも低めの位置にトレースされ、計測誤差が生じる等の不具合があった。
【０００８】
また、ＰＳ／ＥＤのピーク検出処理では、１）スィープ速度に応じたノイズレベル補正がないために同期検出不良が発生しやすい、２）小児／臍帯等の高心拍数の診断領域では同期不良が多発する、３）頚動脈血流は同期がかかり易いが、腎血流は同期がかかりにくい等の不具合があった。
【０００９】
さらに、ＰＩ、ＲＩ等の計測処理では、オート計測値が不安定である等の不具合があった。
【００１０】
本発明は、このような従来の事情を背景になされたもので、ドプラ周波数のスペクトラム信号における最大流速Ｖｐ、平均流速Ｖｍのトレース波形検出、ＰＳ／ＥＤのピーク検出、及びＰＩ、ＲＩ等の計測の各処理において、感度や、診断部位、或いはスペクトラム画像に混入する様々なノイズの影響に起因する誤動作の発生や誤った計測値の表示を回避できる超音波診断装置を提供することを目的とする。
【００１１】
【課題を解決するための手段】
本発明は上記目的を達成するため、Ｖｐ、Ｖｍトレース波形検出及びＳＰ／ＥＤピーク検出の処理で用いる各種の制御系パラメータ（表示系パラメータ、調整パラメータ、操作系パラメータ等）の設定、調整、及び新たな制御系パラメータを加えた処理手法の工夫に着想を得て完成されたものである。
【００１２】
すなわち、請求項１記載の発明は、被検体内の運動流体を含む診断部位に向けて超音波を送受信させて得られる前記診断部位の流速に関する情報を担うドプラ周波数のスペクトラム信号から計測を行なう超音波診断装置であって、前記スペクトラム信号の周波数方向の最大流速Ｖｐ及び平均流速Ｖｍの少なくとも一方を時間方向にトレースしそのトレース波形を出力する処理をリアルタイムで実行するトレース手段と、前記トレース手段により出力されるトレース波形から前記被検体の心周期で決まるＰＳ（Peak of Systolic）及びＥＤ（End of Diastolic）の波形ピークを検出する処理を実行するピーク検出手段と、前記ピーク検出手段により検出されたＰＳ及びＥＤの情報を元に前記診断部位の診断に用いる計測項目を計測する処理を実行する計測手段と、前記トレース手段、ピーク検出手段及び計測手段の少なくとも１つの処理で用いるパラメータを変更するための操作手段とを有し、前記ピーク検出手段は、前記トレース波形の情報及び前記被検体に装着させた心電計からの心電波形の情報の少なくとも一方を用いて前記被検体の拍動に同期したトリガを生成する同期トリガ生成手段と、この同期トリガ生成手段により生成される同期トリガを用いて前記ＰＳ及びＥＤを検出する手段とを備え、前記同期トリガ生成手段は、バンドパスフィルタ処理を行なって前記同期トリガを生成するものである。
【００１３】
請求項２の発明では、前記操作手段は、前記パラメータとして、前記スペクトラム信号におけるパワー方向の最大値の平滑化時定数を可変する手段を備えている。
【００１４】
請求項３の発明では、前記操作手段は、前記パラメータとして、前記スペクトラム信号におけるパワー方向のピーク速度切り出し位置を可変設定する手段を備えている。
【００１５】
請求項４の発明では、前記操作手段は、前記パラメータとして、前記バンドパスフィルタの中心周波数及びバンド幅を、自動的に設定する自動設定モード、ユーザが操作して設定するユーザ設定モード、及び標準の固定値に設定する標準設定モードのいずれかを選択する手段を備えたものである。
【００１６】
請求項５の発明では、前記操作手段は、前記パラメータとして、前記オートトレース手段の処理で実行されるトレース時のスペクトラム信号の周波数方向のトレース範囲の上限及び下限を可変設定する手段を備えたものである。
【００１９】
また、請求項６の発明は、被検体内の運動流体を含む診断部位に向けて超音波を送受信させて得られる前記診断部位の流速に関する情報を担うドプラ周波数のスペクトラム信号から計測を行なう超音波診断装置であって、前記スペクトラム信号の周波数方向の最大流速Ｖｐ及び平均流速Ｖｍの少なくとも一方を時間方向にトレースしそのトレース波形を出力する処理をリアルタイムで実行するトレース手段と、前記トレース手段により出力されるトレース波形から前記被検体の心周期で決まるＰＳ（ Peak of Systolic ）及びＥＤ（ End of Diastolic ）の波形ピークを検出する処理を実行するピーク検出手段と、前記ピーク検出手段により検出されたＰＳ及びＥＤの情報を元に前記診断部位の診断に用いる計測項目を計測する処理を実行する計測手段と、前記トレース手段、ピーク検出手段及び計測手段の少なくとも１つの処理で用いるパラメータを変更するための操作手段とを有し、前記計測手段は、前記トレース手段の処理によるトレース時にトレースエラーが生じた場合、計測すべき計測項目の内の計測可能な項目を判断し、その項目について計測を実行するものである。
【００２０】
さらに、請求項７の発明は、被検体内の運動流体を含む診断部位に向けて超音波を送受信させて得られる前記診断部位の流速に関する情報を担うドプラ周波数のスペクトラム信号から計測を行なう超音波診断装置であって、前記スペクトラム信号の周波数方向の最大流速Ｖｐ及び平均流速Ｖｍの少なくとも一方を時間方向にトレースしそのトレース波形を出力する処理をリアルタイムで実行するトレース手段と、前記トレース手段により出力されるトレース波形から前記被検体の心周期で決まるＰＳ（ Peak of Systolic ）及びＥＤ（ End of Diastolic ）の波形ピークを検出する処理を実行するピーク検出手段と、前記ピーク検出手段により検出されたＰＳ及びＥＤの情報を元に前記診断部位の診断に用いる計測項目を計測する処理を実行する計測手段と、前記トレース手段、ピーク検出手段及び計測手段の少なくとも１つの処理で用いるパラメータを変更するための操作手段とを有し、前記操作手段は、表示器のスィープ速度に応じて前記パラメータを補正する手段を備えたものである。
【００２１】
一方、請求項８の発明は、被検体内の運動流体を含む診断部位に向けて超音波を送受信させて得られる前記診断部位の流速に関する情報を担うドプラ周波数のスペクトラム信号から計測を行なう超音波診断装置であって、前記スペクトラム信号の周波数方向の最大流速Ｖｐ及び平均流速Ｖｍの少なくとも一方を時間方向にトレースしそのトレース波形を出力する処理をリアルタイムで実行するトレース手段と、前記トレース手段により出力されるトレース波形から前記被検体の心周期で決まるＰＳ（ Peak of Systolic ）及びＥＤ（ End of Diastolic ）の波形ピークを検出する処理を実行するピーク検出手段と、前記ピーク検出手段により検出されたＰＳ及びＥＤの情報を元に前記診断部位の診断に用いる計測項目を計測する処理を実行する計測手段と、前記トレース手段、ピーク検出手段及び計測手段の少なくとも１つの処理で用いるパラメータを変更するための操作手段とを有し、前記ピーク検出手段は、前記スペクトラム信号の周波数方向の正負を交差する際のその符号の違いによるトレースエラーを防止するための水平方向のメディアンフィルタ処理を実行する手段を備えたものである。
【００２２】
請求項９の発明は、被検体内の運動流体を含む診断部位に向けて超音波を送受信させて得られる前記診断部位の流速に関する情報を担うドプラ周波数のスペクトラム信号から計測を行なう超音波診断装置であって、前記スペクトラム信号の周波数方向の最大流速Ｖｐ及び平均流速Ｖｍの少なくとも一方を時間方向にトレースしそのトレース波形を出力する処理をリアルタイムで実行するトレース手段と、前記トレース手段により出力されるトレース波形から前記被検体の心周期で決まるＰＳ（ Peak of Systolic ）及びＥＤ（ End of Diastolic ）の波形ピークを検出する処理を実行するピーク検出手段と、前記ピーク検出手段により検出されたＰＳ及びＥＤの情報を元に前記診断部位の診断に用いる計測項目を計測する処理を実行する計測手段と、前記トレース手段、ピーク検出手段及び計測手段の少なくとも１つの処理で用いるパラメータを変更するための操作手段とを有し、前記操作手段は、前記パラメータとして、前記スペクトラム信号のパワー方向におけるピーク速度切り出し位置をその周波数方向に補正する手段を備えたものである。
【００２３】
【発明の実施の形態】
以下、本発明に係る超音波診断装置の実施形態（第１実施例〜第１２実施例）を添付図面を参照して説明する。
【００２４】
（第１実施例）
図１は、第１実施例の超音波診断装置を搭載した超音波ドプラ診断装置の概要図を示す。この超音波ドプラ診断装置（本発明の超音波診断装置を成す）は、超音波断層像（Ｂモード断層像）を表示するＢモード、超音波ビーム方向の反射源の時間的位置変化を運動曲線として表示するＭモード、血流情報を表示するドプラモード（パルスドプラ（ＰＷ）／連続波ドプラ（ＣＷ））、血流情報を二次元的に表示するＣＦＭ（カラー・フロー・マッピング）モード等の既知の各種モードに応じて動作可能なものである。
【００２５】
図１に示す超音波ドプラ診断装置は、被検体ＰＳ内の血流ＢＬを含む診断部位に対し超音波を送信しその超音波エコーをそれに対応する電圧信号に変換して受信する複数の圧電振動子を有する電子走査型の超音波プローブ１と、この超音波プローブ１に接続される装置本体２とを備える。装置本体２には、被検体ＰＳの心電波形（ＥＣＧ波形）を計測するＥＣＧモジュール３が接続される。
【００２６】
装置本体２は、装置全体の制御中枢としての全体コントローラ１１のほか、この全体コントローラ１１からの制御信号に基づきその動作が制御可能な各部（後述）を備える。すなわち、この装置本体２には、超音波プローブ１に接続される送受信部（Ｔ／Ｒ）２１が含まれる。この送受信部２１には、図示しない送信側の構成要素として、超音波プローブ１に接続されその各圧電振動子を励振するパルサ、そのパルサに遅延を与えた駆動信号を供給するディレイライン（受信時の遅延も兼用）、及びそのディレイラインに基準クロックを与える基準発信器が、また図示しない受信側の構成要素として、超音波プローブ１の各圧電振動子に接続されたプリアンプ、そのプリアンプの出力信号に遅延を与えるディレイライン、及びそのディレイラインからの遅延を与えた出力信号を整相加算する加算器が、それぞれ内蔵されている。
【００２７】
また、装置本体２には、上記のＴ／Ｒ２１の出力側に、その加算器出力を対数増幅及び包絡線検波に付す検波器（ＥＰ）２２と、その検波出力をＢモード断層像及びＭモード画像等の画像信号として超音波走査から標準ＴＶ走査の信号に変換するデジタル・スキャン・コンバータ（ＤＳＣ）２３と、そのＤＳＣ２３の変換信号をＤ／Ａ変換器２４を介してＢモード断層像等として表示する表示器２５とが含まれる。
【００２８】
また、装置本体２には、上記のＴ／Ｒ２１の出力側に、ドプラモード（ＣＷ／ＰＷ）モード等に関する信号処理系として、２チャンネル構成で基準発信器からの基準信号及びその９０度の位相差をもつ基準信号とＴ／Ｒ２１の加算器出力を混合する位相検波用のミキサ２６と、その混合信号の内の高周波成分を除去してドプラ偏移周波数成分のみから成るドプラ信号を得て、その内、被検体ＰＳ内の所望深さ位置（ＲＯＩに相当するレンジゲートで指定された位置）のドプラ信号を抽出するローパスフィルタ及びサンプルホールド回路を有するレンジゲート（ＲＧ）処理部２７と、その出力から比較的動きの遅い血管壁、心臓壁等の不要低周波ドプラ信号を除去して検出すべき血流ＢＬのドプラ信号を抽出するドプラフィルタとしてのハイパスフィルタ（ＨＰＦ）２８と、そのドプラ信号の出力に対し周波数解析を行なってその解析結果であるドプラスペクトラム信号を得て、前述のＤＳＣ２３に出力する高速フーリエ変換器（ＦＦＴ）２９とが装備される。これにより、表示器２５上には、例えばＢモード断層像と共にドプラスペクトラム画像が表示される。
【００２９】
さらに、装置本体２には、ＣＦＭモードに関する信号処理系として、ミキサ２５の出力側に、ミキサ２６の出力から心臓壁等の不要固定反射信号を除去するＭＴＩフィルタ及びその出力に対し自己相関法を用いて各点の平均速度演算、分散演算、及びパワー演算を行い、その演算結果である二次元の血流情報（血流ＢＬの速度、方向、分散）を前述のＤＳＣ２３に出力するＣＦＭ処理部（ＣＦＭ・ＦＰ）３０が接続される。これにより、表示器２５上には、例えばＢモード断層像上に２次元的に血流情報、例えば、血流ＢＬの速度を輝度、その方向を赤と青、その分散をグリーンの色相とするカラー情報として表示される。
【００３０】
また、装置本体２には、本発明の超音波ドプラ・リアルタイム・オートトレース診断装置の要部構成（オートトレース手段、ピーク検出手段、及びオート計測手段）として、レンジゲート処理部２７からのドプラスペクトラム信号を入力して、そのスペクトラムの周波数方向の最大速度Ｖｐ、平均速度Ｖｍの位置を時間方向にトレースしてそのトレース波形をリアルタイムで検出する機能を有するＤＳＰ（Digital Signal Processor）３１と、このＤＳＰ３１からのＶｐ、Ｖｍトレース波形から上述のＰＳ／ＥＤのピーク位置をリアルタイム又はフリーズ後に検出する機能を有するＰＳ／ＥＤ検出部３２と、このＰＳ／ＤＳ検出部３２により検出されたＰＳ／ＥＤの情報を元に血管内の血液流量や拍動流のＨＲ、ＰＩ、及びＲＩ（Resistance Index）等の診断に関する各種パラメータを計測する機能を有する計測部３３とを備える。この内、ＰＳ／ＥＤ検出部３２及び計測部３３は、例えば装置本体２に搭載されるコンピュータで実行されるソフトウェア部品を構成するアプリケーション・ソフトとして実装される。
【００３１】
上記のＤＳＰ３１及び計測部３３の各出力は、ビデオＩ／Ｆ３４を介してＤＳＣ２３に供給される。これにより、表示器２５上には、Ｖｐ、Ｖｍのトレース波形の画像上に、ＰＳ／ＥＤ、及び各計測結果がリアルタイムで表示される。また、ＤＳＰ３１のＶｐ、Ｖｍのトレース波形データは、画像ストレージ部３５に保持され、フリーズ後にＰＳ／ＥＤ検出部３２に供給可能となっている。
【００３２】
ＤＳＰ３１は、図２に示す例では、上述のハイパスフィルタ２８及びＦＦＴ２９の機能を一体に搭載して成り、機能上、レンジゲート処理部２７からのレンジゲートで指定された被検体ＰＳ内の所望位置のドプラ信号から、上述のハイパスフィルタ２８と同様の処理を行なって検出すべき血流ＢＬのドプラ信号を抽出するウォール・フィルタ（Wall Filter）４１と、その抽出されたドプラ信号をシネメモリバッファ４２を介して入力し、上述のＦＦＴ２９と同様の処理を行なってそのドプラスペクトラム信号を得るＦＦＴスペクトラム処理部４３と、そのスペクトラム信号からＶｐ、Ｖｍのトレース波形を得るＶｐ、Ｖｍトレース波形検出処理部４４と、そのＶｐ、Ｖｍのトレース波形を入力する表示用オーディオ・ビデオ・バッファ４５とを備える。
【００３３】
また、このＤＳＰ３１には、ＦＦＴスペクトラム処理部４３からのドプラスペクトラム信号を音声信号（ドプラ音）に変換して表示用オーディオ・ビデオ・バッファ４５に出力するオーディオ処理部４６と、ＥＣＧモジュール３からのＥＣＧ波形データに所定の波形処理を施して表示用オーディオ・ビデオ・バッファ４５に出力するＥＣＧ波形処理部４７と、上述の検波器（ＥＰ）２２からのＭモード像等の検波出力やＣＦＭ処理部（ＣＦＭ・ＦＰ）３０からの二次元的な血流情報に所定のカラー処理を施して表示用オーディオ・ビデオ・バッファ４５に出力するＭ／Ｍカラー処理部４８とを備える。
【００３４】
これにより、Ｖｐ、Ｖｍトレース波形検出処理部４４からのトレース波形データは、表示用オーディオ・ビデオ・バッファ４５からピンポンバッファ３４ａを介してビデオ・インターフェース３４に供給され、表示器２５上でＶｐ、Ｖｍのオートトレース波形としてリアルタイム表示される。また、オーディオ処理部４６からのドプラ信号の音声信号は、表示用オーディオ・ビデオ・バッファ４５からピンポンバッファ３４ａを介してオーディオインターフェース３８に供給され、オーディオ出力器（スピーカ）から音声出力される。
【００３５】
また、図２に示す例では、Ｖｐ、Ｖｍトレース波形検出処理部４４からのトレース波形データは、ＰＳ／ＥＤ検出部３２（図２中ではＣＰＵ３２ａの処理により実行されるピーク検出処理部３２ｂを有する）及び計測部３３（図２中では、リアルタイムオート計測処理部３３ａ及びシネ・フリーズ後の再計測処理部３３ｂの機能上の各部を有する）を介して、オーディオインターフェース３８に供給され、表示器２５上で、Ｖｐ、Ｖｍのオートトレース波形に加え、ＰＳ／ＥＤの情報に基づくオート計測値としてリアルタイムに数値表示される。
【００３６】
上記のＤＳＰ３１及びＰＳ／ＥＤ検出部３２には、図１に示すように、パラメータ設定回路３６が接続又は内蔵され、このパラメータ設定回路３６は、本発明の操作手段を成すオペレータ操作用のユーザーインターフェース３７に接続される。
【００３７】
ユーザーインターフェース３７には、図１に示すように、装置本体２の操作パネル上の各種操作器（スイッチ、ジョイスティック、キーボード、マウス等）からの操作信号（パラメータ設定等）を入力する操作パネル回路３８と、その操作パネル上に搭載されたＴＣＳ（タッチ・コマンド・スクリーン）の画面上からの操作信号（パラメータ設定等）を入力するＴＣＳ回路３９と、表示器２３上のＧＵＩ（グラフィカル・ユーザー・インターフェース）からの操作信号（パラメータ設定等）を入力するＧＵＩ回路４０とが含まれる。なお、上記のレンジゲート（ＲＯＩ）指定は、このユーザーインターフェース３７により操作可能となっている。
【００３８】
図３（ａ）及び（ｂ）は、ユーザーインターフェース３７を通してパラメータ設定回路３６で設定すべき制御系パラメータ（ＤＳＰ３１及びＰＳ／ＥＤ検出部３２用）の内、ＤＳＰ３１のＶｐ、Ｖｍトレース波形検出処理部４４により実行されるＶｐトレース波形の検出アルゴリズム用のパラメータ設定例の原理を説明するものである。
【００３９】
図３（ａ）は、ＤＳＰ３１のＦＦＴスペクトラム処理部４３による処理で選られるスペクトラム画像（Ｘ軸：時間、Ｙ軸：周波数、輝度（階調）：パワー）を示す。このスペクトラム画像を用いて、ＤＳＰ３１のＶｐ、Ｖｍトレース波形検出処理部４４の処理により、その周波数方向の最大周波数ｆｐに相当する最大流速Ｖｐの位置がその時間方向にトレースされる。
【００４０】
図３（ｂ）は、周波数方向の最大流速Ｖｐの位置を決定するパラメータ設定例を説明するもので、その一例として、図３（ａ）に示すスペクトラム画像の時刻（Ａ）の時相でのパワースペクトラム（Ｘ軸：パワー、横軸：周波数）を示す。このパワースペクトラム上での最大流速Ｖｐの切り出し位置（スレシホールドレベル）Ｐｘは、パワー最大値を示すパワーレベルＰ１と、時間平均及び周波数平均で得られたノイズレベルを示すパワーレベルＰ０との間で、後述するノイズ閾値Ａを用いて、Ｐｘ＝Ｐ０＋Ａ＊（Ｐ１−Ｐ０）の関係式で決定される。
【００４１】
この場合、パワー最大値は、一般の例では、時間方向に時々刻々変化することが知られている。このため、上記式中のパワー最大値のレベルＰ１が変動し、これに追従して最大流速Ｖｐの位置Ｐｘも変化することから、オートトレースが不安定になる。これを安定化させるために、例えば１次のＩＩＲ（Infinite Impulse Response）フィルタ等の平滑化フィルタを用いて１コラム（ Column ）毎（コラム・バイ・コラム）に逐次、パワー最大値を平滑化する処理を施す。この平滑化フィルタでは、その平滑化用の時定数が固定値のままであれば、診断部位や患者や装置動作条件によっては良好なリアルタイムトレース波形を得ることが困難となる。
【００４２】
そこで、本実施例では、この平滑化フィルタの時定数を調整可能な可変パラメータとしてユーザーが自由に操作できるようにユーザーインターフェース３７の機能として加えた。これにより、診断部位や患者や装置動作条件によって、リアルタイムオートトレース時のトレースラインの時間安定性が向上するようになった。
【００４３】
また、上記のノイズ閾値Ａは、図３（ｂ）に示すスペクトラム画像の時刻（Ａ）でのパワースペクトラム上において、パワー最大値のパワーレベルＰ１と、時間平均周波数平均したノイズレベルＰ０との間を１００％としたときの最大流速Ｖｐのパワー（階調）方向での切り出し位置の比率を決めるパラメータに相当する。このパラメータは、固定値のままであれば、診断部位や患者や装置設定条件によりＳ／Ｎ比が変化すると良好なリアルタイムトレース波形が得られなくなる。
【００４４】
そこで、本実施例では、このノイズ閾値Ａを上記の平滑化フィルタの時定数と同様に可変パラメータ（ノイズ閾値Ａを調整する制御系パラメータ）としてユーザーが自由に操作できるようにユーザーインターフェース３７の機能として加えた。このノイズ閾値Ａを変化させると、最大流速Ｖｐの階調方向の切り出し位置が変化する。例えば、ノイズ閾値Ａの値を上げると最大流速Ｖｐの階調方向の切り出し位置が高くなり、その結果、最大流速Ｖｐの周波数方向の位置がＤＣ（直流成分）側に近づく。これにより、リアルタイム又はフリーズ後の計測用トレースラインの階調方向の微調整も可能となった。
【００４５】
図４は、上記の平滑化フィルタの時定数及びノイズ閾値をそれぞれ可変パラメータとして調整するユーザーインターフェース３７の一例を示す。これは、例えば装置本体２の操作パネル上に搭載されるＴＣＳ（タッチ・コマンド・スクリーン）上の操作画面例で、例えばＰＷ／ＣＷのドプラメニュー上の操作スイッチとして、上述のオートトレース処理の動作ＯＮ／ＯＦＦスイッチＳＷ１と、パラメータ調整用ダイアログ起動スイッチＳＷ２が設定される。
【００４６】
この内、パラメータ調整用ダイアログ起動スイッチＳＷ２がＯＮされると、ＴＣＳ操作画面上にパラメータ調整用ダイアログＷ１が表示される。このダイアログＷ１上に、上記の平滑化フィルタの時定数を可変パラメータとして調整する上下（ＵＰ／ＤＯＷＮ）操作スイッチＳＷ３と、ノイズ閾値を可変パラメータとして調整する上下（ＵＰ／ＤＯＷＮ）操作スイッチＳＷ４とが設定される。その他、このパラメータ調整用ダイアログＷ１上には、その他のユーザーインターフェース３７として、トレースの種類（Ｖｐ、Ｖｍ、両方（Ｖｐ、Ｖｍ））を選択可能な操作スイッチＳＷ５や、トレースライン描画の極性（正（＋）、負（−）、両方（＋、−））を選択可能な操作スイッチＳＷ６等が設定される。
【００４７】
このユーザーインターフェース３７上の各操作スイッチＳＷ３〜ＳＷ６等で操作されたパラメータは、ＴＣＳ回路３６からパラメータ設定回路３６にて、ＤＳＰ３１及びＰＳ／ＥＤ検出部３２の各処理で使用可能に設定される。
【００４８】
従って、上記のユーザーインターフェース３７によれば、診断部位に応じて、スペクトラム信号のパワー最大値の時間変化を時間的に安定させるために平滑化処理を施す平滑化フィルタの平滑化用の時定数を制御系パラメータとして可変で調整でき、このスペクトラム信号のパワー最大値の平滑化時定数を上下に変化させることにより、トレースラインのカーブの滑らかさを制御できる。この場合、平滑化フィルタの時定数を上げると、スパイクノイズ部分は平滑化されて低減する反面、ＰＳ検出精度は劣化するといったトレードオフの関係があるため、診断部位とＳ（信号）／Ｎ（ノイズ）比に応じて最適化することが望ましい。
【００４９】
また、上記のユーザーインターフェース３７によれば、診断部位に応じて、スペクトラム信号のパワー最大値と、ノイズレベルとの間でその最大流速ＶＰの階調方向の切り出し位置（スレシホールドレベル）を決めるノイズ閾値を制御系パラメータとして可変で調整でき、ピーク速度のスペクトラムからの切り出し位置を制御できる。このパラメータを上げると、輝度のより高い信号を血流波形として利用でき、画像の感度に応じてトレース位置を微調整することができる。
【００５０】
上記のように、本実施例によれば、ユーザーインターフェース３７によるユーザ操作により、リアルタアイム／フリーズ画像でのトレースラインの時間方向、階調（パワー）方向の画質補正が可能となり、これにより計測条件の補正ができる。
【００５１】
（第２実施例）
従来では、上記のオートトレース処理により、トレースエラー発生時に全てのオート計測値がエラー表示され、例えば数心拍分の計測値がエラー表示のために計測数値表示上の計測項目の全てが計測不可（ＮＧ）になる。これを改善するため、本実施例では、上記構成に加え、さらにトレースエラー発生時に全てのオート計測値のエラー表示を止め、計測に影響のない計測項目については一部表示する処理を追加する。
【００５２】
この処理は、例えば前述の計測部３３により実行される。その実行時の処理シーケンスの例としては、例えばトレースエラー発生か否かをエラーコマンド等により判断し、その発生と判断される場合には、計測可能な項目があるどうかを判断後、計測可能な項目があればその項目に関して計測を実行してその計測値を数値表示させ、計測不可の項目はエラー表示させる処理が例示できる。
【００５３】
図５は、表示器上で表示されるオート計測項目の表示例で、従来例の方式によるオート計測と、本実施例の方式で変更後のオート計測とを比較して説明するものである。この例は、いずれも心拍同期毎にオート計測値を自動更新していくもので、従来例の方式によれば、一心拍中にトレースエラーが発生するとその心拍中の計測項目の全てがエラー表示になっているのに対し、本実施例では、上記の計測部３３による処理により、計測に影響のない計測項目については表示される。
【００５４】
図６は、オート計測のトレースエラーで計算表示可能な計測項目の例を説明するものである。この例では、ＰＳのトリガポイント以外に発生したトレースエラーによってダメージを受ける可能性のある計測項目は、１４項目中、ＶＭＩＮ、ＶＭＰ、ＶＭＭ、ＰＩ（ａ）、ＰＩ（ｂ）、ＲＩ（ｂ）の７項目（図中の○表記）であり、その他の７項目（図中の×表記）はそのダメージを受けないために計測に影響がない。
【００５５】
また、トレースエラー以外で、後述する心拍同期検出エラーによる同期外れが生じると、ＨＲ、ＰＳ、及びＥＤの値自体が誤りなので計測値全体に影響を及ぼす。従って。同期外れによる心拍同期検出エラーの場合には、全ての計測項目が計測不可となる。この同期外れか否かの判断処理は、例えば前述の計測部３３により実行される。この場合の処理シーケンスとしては、ＰＳと次のＰＳの時間間隔を元に通常の心拍範囲外であれば同期外れと判断する処理例を例示できる。
【００５６】
従って、本実施例によれば、従来、数心拍分の計測値がエラー表示になり、計測数値表示上の計測項目の全てが計測不可であったものが、例えば１４項目中８項目はトレースエラーが発生しても計測精度には影響を受けずに一部表示可能となるため、情報を不用意に欠落させないユーザーメリットのある機能を提供できる。
【００５７】
（第３実施例）
従来では、表示画像をベースに一様にトレースパラメータを設定していたが、本実施例では、上記構成に加え、トレースのスィープ（ Sweep ）速度に応じて、トレース処理で用いるパラメータ（平滑化フィルタの時定数、パワー最大値、ＰＳ探索範囲等の各調整用パラメータ）を自動補正する機能を追加する。この機能を図７及び図８を参照して説明する。
【００５８】
図７は、前述したＰＳ／ＥＤ検出部３２の機能ブロック図の一例を示す。この例において、ＰＳ／ＥＤ検出部３２は、その機能上、ＤＳＰ３１からのＶｐ等のドプラトレース波形データを受ける信号極性オフセット補正処理部５１のほか、その出力側に順次接続される、ローカル最大値検出処理部５２、スパイクノイズ検出処理部５３、ジグソーノイズ検出処理部５４、有効なＰＳ／ＥＤ判定ＰＳサーチ処理部５５、及びエラー検出部５６と、信号極性オフセット補正処理部５１の出力側に接続され、同期トリガを検出して有効なＰＳ／ＥＤ判定ＰＳサーチ処理部５５に出力する心拍同期検出処理部５７とを備える。心拍同期検出処理部５７は、その機能上、同期検出波形選択処理部５８、同期検出トリガ発生処理部５９、同期トリガ選択処理部６０を有する。
【００５９】
また、上記のＰＳ／ＥＤ検出部３２は、パラメータ設定回路３６にて設定された各種パラメータ（表示系パラメータ（表示高さ、ベースライン、反転等）、調整パラメータ（スパイクノイズ検出幅、ジグソーノイズ検出幅、ピーク比較減衰時定数、ＰＳ探索範囲等）、操作系パラメータ（同期検出波形選択、同期トリガ選択）、調整パラメータ（トリガ検出器動作モード選択、ＢＰＦのバンド幅、ＢＰＦの中心周波数、アダプティブモード設定等））が入力可能となっている。
【００６０】
上記構成によれば、信号極性オフセット補正処理部５１にて、パラメータ設定回路３６からのパラメータ設定値であるトレースの極性（正、負、両方）やベースラインオフセット等に応じて、ＤＳＰ３１からのＶｐ等のドプラトレース波形信号が、ベースラインがオフセットされて片極性に整形された後、正規化され、その振幅レンジを一定とする処理が実行される。
【００６１】
次いで、ローカル最大値検出処理部５２にて、トレース波形信号の極値を示す最大点、、最小点（以下、極大点、極小点という。）が検出され、スパイクノイズ検出処理部５３にて、パラメータ設定回路３６からのパラメータ設定値を元に、その極大点、極小点の内、ピーク位置前後の波形の傾き（微分係数）が大きいものが除去される。次いで、ジグソーノイズ除去処理部５４にて、パラメータ設定回路３６からのパラメータ設定値を元に、残りの変曲点の内、小刻みな波形の振動を示すものがピーク値の大小を元に判断され除去される。
【００６２】
そして、有効なＰＳ／ＥＤ判定ＰＳサーチ処理部５５にて、パラメータ設定回路３６からのパラメータ設定値と、心拍同期検出処理部５７からの同期トリガとを元に、ＰＳと次のＰＳの時間を判断し同期誤動作を減らす処理が、例えば後述する段落【００７５】，【００７６】のように実行され、これにより判定されたＰＳ／ＥＤのペアがエラー検出処理部５６を介して前述の計測部３３に出力される。
【００６３】
上記構成による極大点、極小点のエラー検出処理は、主にジグソーノイズ及びスパイクノイズを除去することで実行される。このスパイクノイズの検出範囲、ジグソーノイズの検出範囲は、スィープ速度によらずコラム単位であり、１コラムあたり２［ｍＳ］から１７［ｍＳ］程度の時間間隔の変化があったため、同じトレース波形でもスィープ速度を変化させると追従できない。
【００６４】
そこで、本実施例では、時定数がコラム単位でなく［ｍＳ］単位の絶対時間単位で一定になるようにしたため、従来と比べると、スィープ速度変更時でも、トレースエラーが発生しにくく、同様にＰＳと次のＰＳのサーチ範囲も、絶対時間を使用することで、より安定になるといった効果が得られる。これにより、スィープ速度によって平滑化フィルタの時定数、スペクトラム信号の最大値、ＰＳ探索範囲の各パラメータの効き方が変化するため、これらを補正する処理を入れることで、従来のように表示画像をベースに一様にトレースパラメータを設定する場合と比べ、トレースエラーが減り、同期検出の安定性が向上することが確認された。
【００６５】
（第４実施例）
従来では、トレース波形からＰＳ／ＥＤの同期検出をしていたが、本実施例では、上記構成に加え、ＥＣＧモジュールで得られるＥＣＧ波形データからも、ＰＳ／ＥＤの同期検出を可能とする機能を追加する。
【００６６】
例えば、前述した図７に示す構成例において、本実施例では、トレース波形で求まる心拍トリガか、ＥＣＧ波形で求まる心拍トリガかを選択するパラメータのプリセットを追加することで、ＥＣＧモジュール３からのトリガか、トレース波形からのトリガかを切替え、前述した有効なＰＳ／ＥＤ判定ＰＳサーチ処理部５５に入力すべき同期トリガとして選択可能となっている。
【００６７】
従って、本実施例によれば、スペクトラム情報から心拍トリガが検出できないような低感度や不安定な診断部位に対しても、ＥＣＧ心拍同期を利用して安定した計測が可能になる。なお、本実施例では、ＥＣＧモジュールが超音波診断装置に装備されていない場合、自動的にトレース波形のトリガを選択する切替論理を組み込むことが望ましい。
【００６８】
（第５実施例）
従来では、前述したＰＳ／ＥＤ検出部３２は、コラム毎（コラム・バイ・コラム）の逐次検出を行なう処理方式に基づく構成である。この方式は、コラム毎に波形を認識するものであるため、心拍同期検出性能が悪く、例えば一心拍中に複数のＰＳトリガを検出したり、ノイズの影響により、誤った時刻にトリガを発生したりする等の誤動作が多く発生するといった問題がある。
【００６９】
本実施例では、これを改善するため、ＰＳ／ＥＤ検出部３２内に心拍同期検出処理部５７を加え、バンドパスフィルタ（ＢＰＦ）を用いて同期検出を行なう方式に変更する。この方式では、同期トリガ検出、トリガ発生機能を追加し、周波数軸上で同期周波数を検出するものであるため、従来のコラム・バイ・コラムによる方式と比べ、誤動作を減らすことができる。
【００７０】
図８は、前述したＰＳ／ＥＤ検出部３２の各部の処理段階に沿って、上記のＢＰＦを用いた検出方式の効果を従来例の検出方式と比べて説明するものである。図８中の例では矢印に沿って左端から右端に処理が進む。この例において、まず、ＰＳ／ＥＤ検出部３２による最初の処理段階として、信号極性オフセット補正処理部５１による信号極性とオフセットの調整後、ローカル最大値検出処理部５２にて、ＰＳ／ＥＤ候補となる極大点、極小点（図８中の例では、ＰＳ候補：▼（黒の下向き三角マーク）、ＥＤ候補：△（白の上向き三角マーク））が検出される。
【００７１】
図８によれば、ＰＳ／ＥＤ候補となる極大点、極小点は、一心拍中に複数存在することが分かる。これらＰＳ／ＥＤ候補のペアから、スパイクノイズ検出処理部５３及びジグソーノイズ検出処理部５４にて、それぞれスパイクノイズ及びジグソーノイズと判定されるものが検出され、次段の有効なＰＳ／ＥＤ判定ＰＳサーチ処理部５５にて、有効なＰＳが検出される。図８中の上段右端が従来例の検出方式による最終的なＰＳ／ＥＤの検出結果を、また下段右端が本実施例のＢＰＦを用いた検出方式によるＰＳ／ＥＤの検出結果をそれぞれ示す。
【００７２】
その最終のＰＳ／ＥＤ検出結果によれば、従来例の検出方式では、４つのＰＳが存在し、その内、図中の左側から３番目のＰＳに着目すると、本来ではスパイクノイズ検出処理で除去できなかった太めのスパイク状のノイズであるが、ＰＳサーチ範囲が及ばないためにエラーとみなされず、ＰＳとして検出されていることが分かる。また、図中の左側から３番目のＰＳと４番目のＰＳとの中間部にある比較的山の小さい、すなわち速度の遅い波形ピークは、本来であれば、ＰＳとして検出すべきものである。さらに、左側から４番目のＰＳは本来検出すべきものであるが、ＰＳサーチ範囲外のためにエラー判定とされる。
【００７３】
上記の一連のエラー原因は、１つ前のＰＳ位置から次のＰＳ候補の時間を測定し、次候補を決める時間軸上の論理に起因している。従って、何れかの原因により、一度ＰＳを取り外すと不安定な状態が長く続いてしまい、オート計測が不能になったり、著しい計測誤差が発生することになる。
【００７４】
これに対して、本実施例の方式では、信号極性オフセット処理部５１による信号極性とオフセットの調整後、心拍同期検出処理部５７にて、ＢＰＦ通過後に滑らかになったトレース波形の極大点、極小点から心拍同期（図８中のハートマーク参照）が検出され、その心拍同期の間（１心拍間）で、スパイクノイズ除去／ジグソーノイズ除去後に複数存在するＰＳから最も妥当なもの（例えば、周波数が最大のもの）を１個だけ検出する処理を行なってＰＳが判定される。
【００７５】
従って、本実施例の方式では、図８に示すように、従来のＰＳ検出方式ではＰＳと判定されている３番目のものがＰＳ候補から外れ、従来の３番目のＰＳと４番目のＰＳとの中間にあった波形ピークをＰＳとして検出され、４番目のＰＳも正常に検出されることになる。
【００７６】
従って、本実施例によれば、ＢＰＦを用いた同期検出方式により、周波数軸上で安定した心拍周波数付近の成分のみを同期検出に使用するため、心拍同期検出処理の性能がより向上するといった効果が得られる。
【００７７】
（第６実施例）
本実施例では、前述したＢＰＦを用いた同期検出機能に加え、診断部位毎にＢＰＦの中心周波数／バンド幅を設定する機能と、自動設定機能、すなわち「自動設定（Auto）」、「ユーザ設定（User）」、及び「標準設定（Fix)」の各モード選択を機能を追加する。この機能は、例えばユーザーインターフェース３７、パラメータ設定回路３６、及びＰＳ／ＥＤ検出部３２に搭載される。
【００７８】
図９は、ＢＰＦを用いたＰＳ／ＥＤ検出部３２内の心拍同期検出部５７の詳細を説明するものである。この心拍同期検出部５７は、その同期検出トリガ発生処理部５９内に、機能上の各部として、図に示すように、信号の正規化処理部６１、バンドパスフィルタ（ＢＰＦ）６２、トリガ判定処理部６３、レベル比較器６４、同期トリガ座標出力部６５、係数変換計算処理部６６、バンドパス係数計算処理部６７、及びアダプティブＢＰＦ周波数解析処理部６８を備える。
【００７９】
この構成によれば、信号の正規化処理部６１にて、信号の振幅レンジが正規化され、ＢＰＦ６２を通過後、トリガ判定処理部６３及びレベル比較器６４にて、そのトリガの判定及び切り出し処理が行なわれ、その切り出した信号が同期を検出するトリガとして同期トリガ座標出力部６５にて出力される。このときのＢＰＦ６２の中心周波数やバンド幅に応じた係数は、係数変換計算処理部６６及びバンドパス係数計算処理部６７にて計算され、ＢＰＦ６２に与えられる。
【００８０】
上記の機能によれば、「自動設定」モード選択時にはＢＰＦ６２の中心周波数とバンド幅を自動的（アダプティブ）に設定でき、「ユーザ設定」モード選択時には診断部位毎にＢＰＦ６２の中心周波数とバンド幅をプリセットでき、「標準設定」モード選択時にはＢＰＦ６２の中心周波数とバンド幅は、標準の固定値に設定できる。このときのＢＰＦ６２のバンド幅は、例えばオクターブ単位で設定し、ＢＰＦ６２のバンド幅及び中心周波数は、患者の年齢や診断部位によってプリセットする。これにより、診断部位の心拍数やトレース波形に応じた同期検出誤動作の少ないＢＰＦ６２の動作条件を設定できる。
【００８１】
上記の機能に関連して、アダプティブＢＰＦのＯＮ／ＯＦＦ選択を行なう機能を加えると、ＯＮ選択時には、ＢＰＦ６２のバンド幅の値が有効でその中心周波数の値が自動設定となり、ＯＦＦ選択時にはＢＰＦのバンド幅及び中心周波数の値が有効となる。
【００８２】
（第７実施例）
本実施例では、上記構成に加え、前述した自動設定機能として、プリＢＰＦ処理後、共分散処理にて信号の基本波成分を検出し、それに応じたＢＰＦ設定を自動的に行なう機能を追加する。
【００８３】
この機能では、前述した自動設定モード選択時にＢＰＦ６２の中心周波数を検出するためにその前段にプリＢＰＦを追加し、例えば２０Ｈｚから２００Ｈｚの帯域制限を加える。これにより、トレース波形の含む高調波成分やＤＣ（直流）成分を除去し心拍周期の主成分が抽出しやすくなる。
【００８４】
また、プリＢＰＦを通過した信号を共分散処理やＦＦＴスペクトラム解析等を用いてその中心周波数を計算し、その中心周波数を利用してＢＰＦ６２の中心周波数をアダプティブに移動させることにより、診断部位や患者に応じた検出条件を設定することができる。
【００８５】
前述したアダプティブＢＰＦ周波数解析処理部６８は、トレース波形の周波数分析を行ない心拍同期の中心周波数を求め、その中心周波数に応じたＢＰＦの中心周波数の計算を行なうものである。すなわち、このアダプティブＢＰＦ周波数解析処理部６８は、プリＢＰＦにてトレース波形をある程度平滑化し、共分散分析処理にてその中心周波数を計算し、それに応じたＢＰＦの中心周波数又は中心周波数のばらつき（分散）を計算し、最適なＢＰＦのバンド幅を計算し、ここでのＢＰＦの中心周波数とバンド幅をリアルタイムで計算し、ＢＰＦに与える係数としてフィードバックする。
【００８６】
図１０（ａ）及び（ｂ）は、トレース波形のプリＢＰＦ処理による効果を説明するもので、図１０（ａ）は、トレース波形及びそのパワースペクトラム、図１０（ｂ）は、プリＢＰＦ（２０Ｈｚ〜２００Ｈｚ）通過後の波形及びそのパワースペクトラムをそれぞれ示す。
【００８７】
この例は、頚動脈血流の実際の観測波形であるが、図１０（ａ）に示すトレース波形そのものには心拍同期周波数成分以外に、２倍高調波、３倍高調波、４倍高調波が多く含まれているのが分かる。これに対し、この信号に対しプリＢＰＦ処理を施すと、図１０（ｂ）に示すように波形が滑らかになると同時に、心拍同期成分の基本周波数のスペクトラムピークが捉えやすくなるといった効果が得られる。
【００８８】
図１１（ａ）及び（ｂ）は、アダプティブＢＰＦ信号処理の効果を説明するもので、図１１（ａ）は、アダプティブＢＰＦ通過後のトレース波形、図１１（ｂ）は、正側のみを通過させる整流処理後の波形の例をそれぞれ示す。
【００８９】
この例では、プリＢＰＦ通過後の信号に対し共分散処理を施し、その共分散出力に１次モーメントを利用した荷重平均処理を行い、その中心周波数を小数点で精度良く求める。そして、その中心周波数を元にアダプティブＢＰＦ処理のフィルタ係数を計算し、トレース波形に対しＢＰＦ処理を施し（図１１（ａ）参照）、その後で、片側の極性でその信号を切り取り（図１１（ｂ）参照）、その極大点、極小点をトリガ位置として検出する。
【００９０】
この場合、前述したＰＳ候補の時間位置と、極大点、極小点で検出したトリガの時間位置が一致するのを避けるために時間方向に多少（例えば、数コラム）のオフセットを持たせることが望ましい。
【００９１】
（第８実施例）
本実施例では、上記構成に加え、バンドパスフィルタを用いて同期検出した心拍トリガと、ＥＣＧモジュールで得られるＥＣＧトリガとを切り替えて入力し、ＰＳ／ＥＤ候補から最適なＰＳ／ＥＤを検出する機能を追加する。この機能によれば、前述の同期トリガ発生処理部に入力する信号（心拍同期トリガを検出するための元の信号）を選択することが可能となる。すなわち、ＥＣＧ選択時には波形データ、Ｖｐ選択時にはＶｐのトレース波形データ、Ｖｍ選択時にはＶｍのトレース波形データを同期検出の入力として選択することができる。
【００９２】
これにより、診断部位や患者に応じた最適な検出条件を設定できる。なお、プリＢＰＦ処理、ＢＰＦ処理された信号は、片極性に整流され心拍同期相当分の波の片側として処理され、その極値の時間軸座標（厳密にはオフセット時相補正を持つ）を同期トリガとして出力される。
【００９３】
（第９実施例）
従来では、スペクトラムの周波数軸の全域を最大流速Ｖｐ値のトレース範囲として固定していたが、臍帯動静脈が同時に混在したスペクトラム画像では、例えば臍静脈部分を無視して動脈流をオートトレースする必要がある。そこで、本実施例では、上記構成に加え、Ｖｐトレース範囲の周波数軸上の上限と下限を定め、その範囲のみをオートトレースする機能を追加した。この機能を実現する要部構成の例を図１２に示す。
【００９４】
図１２に示す構成では、装置本体内に、ウォール・フィルタ用カットオフ周波数、トレース範囲のマニュアル設定値、トレースの方向、ノイズ閾値、平滑化フィルタの時定数、及びスィープ速度等のパラメータを操作するユーザーインターフェース３７のほか、そのパラメータの出力側に接続されるパラメータ設定回路３６、及びＤＳＰ３１内のＦＦＴスペクトラム処理部４３、及びＶｐ、Ｖｍトレース波形検出部４４が含まれる。
【００９５】
パラメータ設定回路３６には、その機能上の各部として、ウォール・フィルタ用カットオフ周波数ｆｃを入力してそのカットオフ係数を計算しその計算値をＦＦＴスペクトラム処理部４３に出力する処理部（ウォール・フィルタ用カットオフ係数計算処理部）７１と、ウォール・フィルタ用カットオフ周波数ｆｃ用のインターフェース７２と、トレース範囲のマニュアル設定値用のインターフェース７３と、両インターフェース７２、７３を介して入力される設定値を元にトレース範囲を計算しその計算値をＶｐ、Ｖｍトレース波形検出部４４に出力する処理部（トレース範囲用の計算処理部）７４とが含まれる。
【００９６】
また、このパラメータ設定回路３６には、ノイズ閾値を入力してスペクトラム上の周波数方向のノイズ閾値を補正しその補正値をＶｐ、Ｖｍトレース波形検出部４４に出力する処理部（周波数方向ノイズ閾値補正処理部）７５と、平滑化フィルタの時定数及びスィープ速度を入力してそのスィープ速度を元に平滑化フィルタ時定数の補正を行いその補正値（最大信号レベルホールド時定数）をＶｐ、Ｖｍトレース波形検出部４４に出力する処理部（スィープ速度による補正処理部）７６とが含まれる。
【００９７】
Ｖｐ、Ｖｍトレース波形検出部４４には、パラメータ設定回路３６を介して入力される各パラメータを元に処理を行なう各部として、スペクトラムの正側から最大流速Ｖｐを検出する正側Vｐ検出処理部８１と、その負側から最大流速Ｖｐを検出する負側Vｐ検出処理部８２と、両検出処理部８１、８２の出力側に２列で並列に接続される構成の内、一方の側の順次接続されるＶｍ計算処理部８３、Ｖｍ用の水平メディアンフィルタ８４、及びＶｍ用の平滑化フィルタ８５と、同様に他方の側に順次接続されるＶｐ判定処理部８６、Ｖｐ用の水平メディアンフィルタ８７、及びＶｐ用の平滑化フィルタ８８とが含まれる。両平滑化フィルタ８５、８８を介してＶｐ、Ｖｍのトレース波形データが次段に出力される。
【００９８】
また、Ｖｐ判定処理部の出力側には、そのＶｐ判定信号からシストリック・ピーク（systlic peak）を除去する処理部（シストリック・ピーク除去処理部）８９と、その除去後の信号を元にＶｐ検出用のノイズ閾値を設定（補正）しその設定値をＶｐ判定処理部８６にフィードバックさせる処理部（ノイズ閾値設定処理部）９０とが接続される。
【００９９】
上記構成によれば、ユーザーインターフェース３７にて、ユーザの操作によりＶｐトレース範囲の周波数軸上の上限値、下限値が調整され、パラメータ設定回路３６を介して、０−５０％の設定範囲でスペクトラム上のトレース範囲の上限及び下限が設定され、これにより、Ｖｐ、Ｖｍトレース波形検出部４４によるＰＳサーチ処理の開始位置がオフセット可能となり、従来例と比べ、臍帯動静脈等の検出が容易になってその観察が効率良く行なえ、診断効率が向上するようになる。
【０１００】
なお、変形例として、Ｖｐトレース範囲の周波数軸上の上限、下限をユーザーインターフェースとせず、オートトレース範囲をＲＯＩで設定するように構成してもよい。
【０１０１】
（第１０実施例）
従来では、定常血流の平均流速Ｖｍのトレース値がＤＣ（直流）成分付近のノイズやクラッタ成分の影響で実際よりも低い値となり、計測誤差が生じていた。これを改善するため、本実施例では、図１３及び図１４に示すように、Ｖｐ、Ｖｍのトレース探索範囲を従来のようにＤＣ成分からでなく、ウォール・フィルタ４１のカットオフ周波数ｆｃから開始するように設定、制御する機能を加えている。
【０１０２】
例えば、動脈と静脈が混在している診断部位でその動脈部分の拍動性のみをトレースしたい場合には、図１３に示すように最大流速Ｖｐの正方向のトレースの場合には、そのトレース範囲の上限値を正側のナイキスト周波数（＋ｆｒ／２）よりも小さくし、その下限値を正側のカットオフ周波数（＋ｆｃ）に設定すると共に（トレース範囲：＋ｆｃ〜上限値、上限値＜＋ｆｒ／２）、その負方向のトレースの場合には、そのトレース範囲の下限値を負側のナイキスト周波数（−ｆｒ／２）よりも大きくし、その下限値を負側のカットオフ周波数ｆｃに設定する（トレース範囲：−ｆｃ〜下限値、下限値＞−ｆｒ／２）。
【０１０３】
この例のようにＶｐの検出範囲を制限することで、臍帯と動静脈の混在時のトレース性能が向上し、最大流速の計測精度がより一層高くなる。
【０１０４】
また、レンジゲート（ＲＧ）幅内の血流速度分布が層流状になっている場合、平均流速Ｖｍは、ＤＣ（直流）成分付近に引っ張られ実際よりも小さな値を取るため、この場合のトレース時には、図１４に示すように、平均流速Ｖｍを決定するためのパワーの周波数方向の荷重平均範囲を、従来のように一方のベースラインから他方のベースラインまでの間に設定するのではなく、正側のカットオフ周波数（＋ｆｃ）及び負側のカットオフ周波数（−ｆｃ）からスタートさせるように設定する（図中の例では＋ｆｃ〜−ｆｃの間は範囲外となる）。この例のようにＶｍを求める荷重平均範囲を制限することで、血流速度分布が層流状の場合でも、平均流速Ｖｍのトレース性能が向上し、計測精度がより一層高くなる。
【０１０５】
（第１１実施例）
従来では、スペクトラムの０Ｈｚ付近をクロスするトレース波形ではその正負の符号が変化するため、トレース波形上にスパイク状ノイズが発生し、トレーストレースエラーが発生していた。これを低減するため、本実施例では、前述の図１２に示す水平メディアンフィルタ８４、８７により水平方向のメディアンフィルタ処理を実行する構成を加えた。この構成により、スペクトラムの０Ｈｚ付近をクロスするトレース波形上でのスパイクノイズを低減し、良好なトレース波形を得ることができる。
【０１０６】
（第１２実施例）
従来では、スペクトラムのＳ／Ｎ比が劣化するナイキスト周波数（ｆｒ／２）付近のスペクトラム画像辺縁部にトレースエラーが発生していた。これを改善するため、本実施例では、ノイズと信号を区別するパワーの次元をもつノイズ閾値を、その周波数方向に補正する機能を追加した。
【０１０７】
この機能によれば、ノイズ閾値の周波数軸方向の補正は、ＰＷドプラ、ＣＷドプラ等のモードやＢＬＳ（ベースラインシフト）の情報を元に、周波数解析器の周波数特性の補正を自動的に行なう。この場合のノイズ閾値の周波数方向補正例を図１５及び図１６に基づいて説明する。
【０１０８】
まず、前述の第１実施例で説明したように、現在のコラムにおけるノイズレベルと、時間平滑化したパワー最大値のパワーレベルにより、最大流速Ｖｐの位置を検出するノイズ閾値を計算する。この計算式は前述した通りである。
【０１０９】
次いで、シミュレーション等により信号がＤＣ付近をクロスするような場合、ウォール・フィルタで信号が欠落したところでノイズ閾値（スレシレベル）がダイナミックに変化するためにトレースエラーが発生しやすい。また、このノイズ閾値を大きな値にすれば、Ｖｐ値が低くなる。
【０１１０】
そこで、診断部位のＳ／Ｎ比に応じて、ＴＣＳからノイズ閾値を調整する。この場合、診断部位のＳ／Ｎ比に応じて、マニュアル調整は可能であるが、１コラム内でのパワースペクトルであっても、その周波数方向によってＳ／Ｎ比、特にノイズレベルが異なる場合がある。特に、ウォール・フィルタのカットオフ周波数ｆｃ以下の領域及びナイキスト周波数（ｆｒ／２）付近におけるノイズレベル信号レベルが低下することにより、Ｖｐが検出しにくくなるため、低Ｓ／Ｎ比領域では、下げる必要がある。
【０１１１】
また、循環器の応用等で、サンプルホールド（Ｓ／Ｈ）時の折返しが発生しやすい場合、ベースラインをシフトさせて折返し防止を図っているが、ＬＰＦやＳ／Ｈの影響により信号もノイズレベルもフィルタの肩特性やＳ／Ｈ特性の影響を受けてナイキスト周波数付近から高い周波数では著しく減少する。
【０１１２】
ノイズレベルのサンプルは、例えば３／８＊ｆｒから４／８＊ｆｒの範囲内の平均値を採用しているため、ナイキスト周波数を超える領域では数ｄＢ（例えば、１／２＊ｆｒで３ｄＢ程度)の低下がある。これでは、ノイズレベルすれすれの信号ではトレースできなくなる可能性が高い。特に、ＣＷ等のスペクトラム辺縁部のエンベロープがトレースできなくなる。
【０１１３】
これを補正するために、ノイズ閾値レベルを周波数に応じて変化させる。
【０１１４】
図１５及び図１６に示すように、スペクトラム辺縁のノイズ閾値を補正することにより、従来ではナイキスト周波数付近のノイズの信号も低下する周波数特性を持つ領域ではその特性に応じたノイズ閾値の制御が必要となり、これをおこなうことでスペクトラム辺縁部でのトレースエラーが減少する。
【０１１５】
この例で用いる補正関数は、ＰＷドプラのレンジゲートＲＧによる積分やホールド特性の影響やＣＷドプラ時のサンプリング周波数のデシメーションによる周波数特性の影響を考慮して補正することが望ましい。一般にＦＦＴの入力段でのサンプリング周波数の影響により辺縁部の感度は数ｄＢ落ちる。ＰＷ／ＣＷのフィルタ処理、リサンプリング処理がシステムで決まれば、補正関数は固定テーブルとして設定することも可能である。
【０１１６】
なお、本発明は、代表的に例示した上述の各実施例に限定されるものではなく、当業者であれば、特許請求の範囲の記載内容に基づき、その要旨を逸脱しない範囲内で種々の態様に変形、変更することができる。これらの変更、変形例も本発明の権利範囲に属するものである。
【０１１７】
【発明の効果】
以上説明したように、本発明によれば、ドプラ周波数のスペクトラム信号における最大流速Ｖｐ、平均流速Ｖｍのトレース波形検出、ＰＳ／ＥＤのピーク検出、及びＰＩ、ＲＩ等の計測の各処理において、感度や、診断部位、或いはスペクトラム画像に混入する様々なノイズの影響に起因する誤動作の発生や誤った計測値の表示を回避できる超音波診断装置を提供できる。
【図面の簡単な説明】
【図１】 第１実施例に係る超音波ドプラ・リアルタイム・オートトレース診断装置を搭載した超音波ドプラ診断装置の全体構成を示す概略ブロック図。
【図２】 超音波ドプラ診断装置の要部構成を示す概略の機能ブロック図。
【図３】 （ａ）及び（ｂ）は、パワースペクトル上での最大流速Ｖｐの切り出し位置を設定するパラメータを説明する図。
【図４】 パラメータを調整するユーザーインターフェースの一例を示す図。
【図５】 第２実施例のオート計測値の表示例を説明する図。
【図６】 図５に示す例で、トレースエラー時に表示可能な計測項目を説明する図。
【図７】 ＰＳ／ＥＤ検出部の詳細を示す概略の機能ブロック図。
【図８】 ＰＳ／ＥＤ検出部のＢＰＦを用いた検出方式による効果を説明する図。
【図９】 心拍同期検出処理部の同期検出トリガ発生処理部の詳細を示す概略の機能ブロック図。
【図１０】 （ａ）は、トレース波形及びそのパワースペクトラムを示す図、（ｂ）は、プリＢＰＦ通過後の波形及びそのパワースペクトラムを示す図。
【図１１】 （ａ）は、アダプティブＢＰＦ通過後のトレース波形を示す図、（ｂ）は、正側のみを通過させる整流処理後の波形を示す図。
【図１２】 ＤＳＰ内の詳細を中心とするオートトレース計測に関する構成例を説明する概略の機能ブロック図。
【図１３】 パワースペクトル上での最大流速Ｖｐのサーチ範囲を制限する場合を説明する図。
【図１４】 パワースペクトル上での平均流速Ｖｍの荷重平均範囲を制限する場合を説明する図。
【図１５】 スペクトラム辺縁のノイズ閾値（最大流速Ｖｐの切り出し位置）をその周波数方向に補正する場合の補正前を説明する図。
【図１６】 スペクトラム辺縁のノイズ閾値（最大流速Ｖｐの切り出し位置）をその周波数方向に補正する場合の補正例を説明する図。
【符号の説明】
１ 超音波プローブ
２ 装置本体
３ ＥＣＧモジュール
１１ 全体コントローラ
２１ 送受信部（Ｔ／Ｒ）
２２ 検波器（Ｅ／Ｐ）
２３ デジタル・スキャン・コンバータ（ＤＳＣ）
２５ 表示器
２６ ミキサ
２７ レンジゲート（ＲＧ）処理部
２８ ハイパスフィルタ（ＨＰＦ）
２９ 高速フーリエ変換器（ＦＦＴ）
３０ ＣＦＭ処理部（ＣＦＭ・ＦＰ）
３１ ＤＳＰ（本発明のオートトレース手段）
３２ ＰＳ／ＥＤ検出部（本発明のピーク検出手段）
３３ 計測部（本発明のオート計測手段）
３４ ビデオ・インターフェースＩ／Ｆ
３５ 画像ストレージ部
３６ パラメータ設定回路
３７ ユーザーインターフェース（本発明の操作手段）
３８ 操作パネル回路
３９ ＴＣＳ回路
４０ ＧＵＩ回路[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to an ultrasonic diagnostic apparatus capable of displaying a Doppler spectrum.
[0002]
[Prior art]
Conventionally, the ultrasonic pulse reflection method and the ultrasonic Doppler method are used together to obtain a tomographic image of the diagnostic region and blood flow information by ultrasonic scanning using one ultrasonic probe, and at least display the blood flow information in real time An ultrasonic Doppler diagnostic apparatus is known. In this device, the reception frequency slightly shifts with respect to the transmission frequency due to the Doppler effect of ultrasonic waves transmitted and received toward a diagnostic site with a flow such as blood flow in the body, and the shift frequency (Doppler frequency) Based on the principle of the ultrasonic Doppler method that is proportional to the blood flow velocity, frequency analysis of the Doppler frequency is performed, and blood flow information is obtained from the result.
[0003]
In the above ultrasonic Doppler diagnostic apparatus, the result of fast Fourier transform (FFT) frequency analysis on the obtained Doppler signal, frequency f on the vertical axis, time t on the horizontal axis, and power (strength) of each frequency component. Measurement processing of items (parameters) used in diagnosis is performed on a spectrum image of the Doppler frequency displayed as a spectrum of luminance (gradation).
[0004]
  That is, according to this measurement process1)The maximum flow velocity corresponding to the maximum frequency in the frequency distribution in the frequency f-axis direction on the spectrum image of the Doppler frequency(Maximum absolute value of frequency)Average velocity corresponding to Vp (Vpeak) and average frequency(Average frequency absolute value)The position of Vm (Vmean) is obtained, and the time change of the position of the maximum flow velocity Vp and the average flow velocity Vm is traced in the direction of the time axis t (trace waveform detection process). 2) The position change of Vp and Vm with time. On the trace waveform indicating the curve, synchronous detection of the systolic waveform peak PS (Peak of Systolic) and diastole waveform peak ED (End of Diastolic) is performed every cardiac cycle (1 heartbeat) (peak detection processing) ), 3) Based on the PS / ED information, various HR (Heart Rate), PI (Pulsatility Index), RI (Resistance Index), etc. A process (parameter measurement process) of measuring a parameter (index) and displaying the measured value is executed.
[0005]
The above-described Vp, Vm trace waveform detection processing, PS / ED peak detection processing, parameter measurement processing such as PI, RI, etc. are performed on the basis of manual operation for freeze images, but in recent years, Devices that perform automatic operations on real-time images (hereinafter referred to as “ultrasonic Doppler real-time / auto-trace diagnostic devices”) have also become widespread.
[0006]
[Problems to be solved by the invention]
However, in the ultrasonic Doppler real-time auto trace diagnostic apparatus for the ultrasonic Doppler diagnostic apparatus described above, Vp and Vm trace waveform detection processing, PS / ED peak detection processing, and parameter measurement processing such as PI and RI are performed. When performing, there is a problem that malfunction occurs and an erroneous measurement value is displayed under the influence of the sensitivity of the spectrum signal, the diagnostic part, or various noise components mixed in the spectrum image.
[0007]
For example, regarding the trace waveform detection processing of Vp and Vm, 1) Since the sensitivity is poor in the vicinity of the edge of the spectrum image in the frequency direction compared to the center, 2) trace is likely to occur. Defects occur frequently 3) Since the sign of the waveform crossing near 0 Hz in the spectrum image changes, spike-like noise is likely to occur on the trace waveform, and trace defects are likely to occur 4) Clutter, etc. As a result, the average flow velocity Vm is traced to a position lower than the actual value, resulting in a measurement error.
[0008]
In addition, in PS / ED peak detection processing, 1) there is no noise level correction according to the sweep speed, and thus synchronization detection failure is likely to occur. 2) high synchronization rate diagnosis regions such as children / umbilical cords have poor synchronization. 3) Carotid blood flow tends to be synchronized, but renal blood flow is difficult to synchronize.
[0009]
Further, in the measurement processing such as PI and RI, there are problems such as unstable automatic measurement values.
[0010]
The present invention has been made against the background of such a conventional situation. The maximum flow velocity Vp and the average flow velocity Vm in the spectrum signal of the Doppler frequency are detected, the PS / ED peak is detected, and PI, RI, and the like are measured. It is an object of the present invention to provide an ultrasonic diagnostic apparatus capable of avoiding the occurrence of malfunctions and display of erroneous measurement values due to the effects of various noises mixed in the sensitivity, diagnostic part, or spectrum image in each of the above processes. .
[0011]
[Means for Solving the Problems]
In order to achieve the above object, the present invention sets, adjusts and adjusts various control system parameters (display system parameters, adjustment parameters, operation system parameters, etc.) used in processing of Vp, Vm trace waveform detection and SP / ED peak detection, and It was completed based on the idea of the processing method with new control system parameters.
[0012]
  That is, according to the first aspect of the present invention, the measurement is performed from the spectrum signal of the Doppler frequency that carries the information on the flow velocity of the diagnostic part obtained by transmitting and receiving the ultrasonic wave toward the diagnostic part including the kinetic fluid in the subject. An ultrasonic diagnostic apparatus, wherein at least one of a maximum flow velocity Vp and an average flow velocity Vm in the frequency direction of the spectrum signal is traced in a time direction and a process of outputting the trace waveform is executed in real time; Peak detection means for executing processing for detecting waveform peaks of PS (Peak of Systolic) and ED (End of Diastolic) determined by the cardiac cycle of the subject from the output trace waveform, and detected by the peak detection means A meter that executes processing for measuring measurement items used for diagnosis of the diagnostic site based on PS and ED information And an operating means for changing a parameter used in at least one of the tracing means, the peak detecting means, and the measuring means, and the peak detecting means is attached to the trace waveform information and the subject. At least of the ECG waveform information from the electrocardiographWith one sideSynchronous trigger generating means for generating a trigger synchronized with the pulsation of the subject, and means for detecting the PS and ED using the synchronous trigger generated by the synchronous trigger generating meansThe synchronization trigger generation means generates band synchronization filter processing and generates the synchronization trigger.
[0013]
In the invention of claim 2, the operating means includes means for varying a smoothing time constant of the maximum value in the power direction in the spectrum signal as the parameter.
[0014]
According to a third aspect of the present invention, the operation means includes means for variably setting a peak speed cutout position in the power direction in the spectrum signal as the parameter.
[0015]
  In the invention of claim 4,The operation means includes, as the parameter, an automatic setting mode in which a center frequency and a bandwidth of the bandpass filter are automatically set, a user setting mode in which a user operates and sets, and a standard set to a standard fixed value Means for selecting one of the setting modes is provided.
[0016]
  In the invention of claim 5,The operation means includes means for variably setting an upper limit and a lower limit of a trace range in the frequency direction of a spectrum signal at the time of tracing executed by the processing of the auto tracing means as the parameter.
[0019]
  According to a sixth aspect of the present invention, an ultrasonic wave is measured from a spectrum signal of a Doppler frequency that carries information related to the flow velocity of the diagnostic part obtained by transmitting and receiving an ultrasonic wave toward a diagnostic part including a kinetic fluid in the subject. A diagnostic device, wherein at least one of a maximum flow velocity Vp and an average flow velocity Vm in the frequency direction of the spectrum signal is traced in the time direction and processing for outputting the trace waveform is executed in real time, and output by the tracing device PS determined by the cardiac cycle of the subject from the trace waveform Peak of Systolic ) And ED ( End of Diastolic ) And a measurement means for executing a process for measuring measurement items used for diagnosis of the diagnostic part based on the PS and ED information detected by the peak detection means. And an operation means for changing a parameter used in at least one of the tracing means, the peak detecting means, and the measuring means, and the measuring means causes a trace error during tracing by the processing of the tracing means In this case, a measurable item is determined from the measurement items to be measured, and measurement is performed on the item.
[0020]
  Furthermore, the invention according to claim 7 is an ultrasonic that performs measurement from a spectrum signal of Doppler frequency that carries information related to the flow velocity of the diagnostic region obtained by transmitting and receiving ultrasonic waves toward the diagnostic region including the kinetic fluid in the subject. A diagnostic device, wherein at least one of a maximum flow velocity Vp and an average flow velocity Vm in the frequency direction of the spectrum signal is traced in the time direction and processing for outputting the trace waveform is executed in real time, and output by the tracing device PS determined by the cardiac cycle of the subject from the trace waveform Peak of Systolic ) And ED ( End of Diastolic ) And a measurement means for executing a process for measuring measurement items used for diagnosis of the diagnostic part based on the PS and ED information detected by the peak detection means. And an operating means for changing a parameter used in at least one process of the tracing means, the peak detecting means, and the measuring means, and the operating means corrects the parameter according to the sweep speed of the display. Means are provided.
[0021]
  On the other hand, the invention according to claim 8 is an ultrasonic that performs measurement from a spectrum signal of a Doppler frequency that carries information related to the flow velocity of the diagnostic region obtained by transmitting and receiving ultrasonic waves toward the diagnostic region including the kinetic fluid in the subject. A diagnostic device, wherein at least one of a maximum flow velocity Vp and an average flow velocity Vm in the frequency direction of the spectrum signal is traced in the time direction and processing for outputting the trace waveform is executed in real time, and output by the tracing device PS determined by the cardiac cycle of the subject from the trace waveform Peak of Systolic ) And ED ( End of Diastolic ) And a measurement means for executing a process for measuring measurement items used for diagnosis of the diagnostic part based on the PS and ED information detected by the peak detection means. And an operating means for changing a parameter used in at least one of the tracing means, the peak detecting means and the measuring means, and the peak detecting means crosses the positive and negative of the frequency direction of the spectrum signal. Means for executing a horizontal median filter process for preventing a trace error due to the difference in the sign.
[0022]
  According to a ninth aspect of the present invention, there is provided an ultrasonic diagnostic apparatus that performs measurement from a spectrum signal of a Doppler frequency that carries information related to the flow velocity of the diagnostic region obtained by transmitting and receiving ultrasonic waves toward a diagnostic region including a kinetic fluid in a subject. The tracing means for executing in real time a process of tracing at least one of the maximum flow velocity Vp and the average flow velocity Vm in the frequency direction of the spectrum signal in the time direction and outputting the trace waveform, and is output by the tracing means. PS (PS) determined by the cardiac cycle of the subject from the trace waveform Peak of Systolic ) And ED ( End of Diastolic ) And a measurement means for executing a process for measuring measurement items used for diagnosis of the diagnostic part based on the PS and ED information detected by the peak detection means. And an operating means for changing a parameter used in at least one of the tracing means, the peak detecting means, and the measuring means, and the operating means uses the peak speed in the power direction of the spectrum signal as the parameter. Means for correcting the cutout position in the frequency direction is provided.
[0023]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
DESCRIPTION OF EMBODIMENTS Hereinafter, embodiments (first to twelfth examples) of an ultrasonic diagnostic apparatus according to the present invention will be described with reference to the accompanying drawings.
[0024]
(First embodiment)
FIG. 1 is a schematic diagram of an ultrasonic Doppler diagnostic apparatus equipped with the ultrasonic diagnostic apparatus according to the first embodiment. This ultrasonic Doppler diagnostic apparatus (which constitutes the ultrasonic diagnostic apparatus of the present invention) is a B-mode that displays an ultrasonic tomographic image (B-mode tomographic image), and a temporal change in position of the reflection source in the direction of the ultrasonic beam. Known as an M mode for displaying blood flow, a Doppler mode for displaying blood flow information (pulse Doppler (PW) / continuous wave Doppler (CW)), a CFM (color flow mapping) mode for displaying blood flow information two-dimensionally, etc. It can operate according to various modes.
[0025]
The ultrasonic Doppler diagnostic apparatus shown in FIG. 1 transmits a plurality of piezoelectric vibrations that transmit an ultrasonic wave to a diagnostic part including a blood flow BL in a subject PS, convert the ultrasonic echo into a corresponding voltage signal, and receive it. An electronic scanning ultrasonic probe 1 having a child and an apparatus main body 2 connected to the ultrasonic probe 1 are provided. An ECG module 3 that measures an electrocardiographic waveform (ECG waveform) of the subject PS is connected to the apparatus main body 2.
[0026]
In addition to the overall controller 11 serving as a control center for the entire apparatus, the apparatus body 2 includes various units (described later) whose operations can be controlled based on control signals from the overall controller 11. That is, the apparatus main body 2 includes a transmission / reception unit (T / R) 21 connected to the ultrasonic probe 1. The transmission / reception unit 21 includes, as components on the transmission side (not shown), a pulser that is connected to the ultrasonic probe 1 and excites each piezoelectric vibrator, and a delay line that supplies a drive signal that delays the pulser (when receiving) And a reference oscillator for providing a reference clock to the delay line, and a preamplifier connected to each piezoelectric vibrator of the ultrasonic probe 1 as an unillustrated component on the receiving side, and an output signal of the preamplifier A delay line that gives a delay to the delay line, and an adder for phasing and adding an output signal given a delay from the delay line are incorporated.
[0027]
In addition, the apparatus main body 2 includes a detector (EP) 22 for adding logarithmic amplification and envelope detection of the adder output to the output side of the T / R 21, and the detection output of the B mode tomogram and M mode. A digital scan converter (DSC) 23 that converts ultrasonic scanning signals to standard TV scanning signals as image signals such as images, and the converted signals of the DSC 23 via a D / A converter 24 as B-mode tomographic images, etc. And a display 25 for displaying.
[0028]
The main body 2 has a two-channel reference signal from the reference transmitter and its 90 degree position as a signal processing system related to the Doppler mode (CW / PW) mode and the like on the output side of the T / R 21. A phase detection mixer 26 that mixes a reference signal having a phase difference and an adder output of T / R21, and a high frequency component in the mixed signal is removed to obtain a Doppler signal consisting only of a Doppler shift frequency component, Among them, a range gate (RG) processing unit 27 having a low-pass filter and a sample hold circuit for extracting a Doppler signal at a desired depth position in the subject PS (a position specified by a range gate corresponding to ROI), A Hyper as a Doppler filter that extracts a Doppler signal of a blood flow BL to be detected by removing unnecessary low-frequency Doppler signals such as a blood vessel wall and a heart wall that are relatively slow moving from the output. A filter (HPF) 28 and a fast Fourier transformer (FFT) 29 that performs frequency analysis on the output of the Doppler signal, obtains a Doppler spectrum signal as the analysis result, and outputs the Doppler spectrum signal to the DSC 23 are provided. . Thereby, a Doppler spectrum image is displayed on the display device 25 together with, for example, a B-mode tomographic image.
[0029]
Further, in the apparatus main body 2, as a signal processing system related to the CFM mode, an MTI filter for removing unnecessary fixed reflection signals such as a heart wall from the output of the mixer 26 and an autocorrelation method for the output are provided on the output side of the mixer 25. A CFM processing unit that performs average velocity calculation, variance calculation, and power calculation for each point, and outputs the two-dimensional blood flow information (velocity, direction, and variance of blood flow BL), which is the calculation result, to the DSC 23 described above. (CFM · FP) 30 is connected. Thereby, on the display device 25, for example, blood flow information is two-dimensionally displayed on a B-mode tomographic image, for example, the velocity of the blood flow BL is luminance, the direction is red and blue, and the dispersion is green hue. Displayed as color information.
[0030]
Further, the apparatus main body 2 includes a Doppler spectrum from the range gate processing unit 27 as a main configuration (auto-trace means, peak detection means, and auto-measurement means) of the ultrasonic Doppler real-time auto-trace diagnosis apparatus of the present invention. A DSP (Digital Signal Processor) 31 having a function of inputting a signal, tracing the position of the maximum velocity Vp and average velocity Vm in the frequency direction of the spectrum in the time direction and detecting the trace waveform in real time, and the DSP 31 PS / ED detector 32 having a function of detecting the above-mentioned PS / ED peak position from the Vp and Vm trace waveforms from real time or after freezing, and information of PS / ED detected by this PS / DS detector 32 HR, PI, and RI (Resistance Index) of blood flow and pulsatile flow in blood vessels And a measurement unit 33 having a function of measuring various parameters related to disconnection. Among these, the PS / ED detection unit 32 and the measurement unit 33 are mounted as application software constituting software components executed by a computer mounted on the apparatus main body 2, for example.
[0031]
Each output of the DSP 31 and the measurement unit 33 is supplied to the DSC 23 via the video I / F 34. Thereby, on the display 25, PS / ED and each measurement result are displayed on the trace waveform image of Vp and Vm in real time. The trace waveform data of Vp and Vm of the DSP 31 is held in the image storage unit 35 and can be supplied to the PS / ED detection unit 32 after freezing.
[0032]
In the example shown in FIG. 2, the DSP 31 is configured by integrally mounting the functions of the high-pass filter 28 and the FFT 29 described above, and functionally, a desired position in the subject PS designated by the range gate from the range gate processing unit 27. A wall filter 41 for extracting the Doppler signal of the blood flow BL to be detected by performing the same processing as the above-described high-pass filter 28 from the Doppler signal, and the cine memory buffer 42 for the extracted Doppler signal. The FFT spectrum processing unit 43 obtains the Doppler spectrum signal by performing the same processing as the FFT 29 described above, and the Vp and Vm trace waveform detection processing unit 44 obtains the Vp and Vm trace waveforms from the spectrum signal. And a display audio / video buffer 45 for inputting the trace waveforms of Vp and Vm. Obtain.
[0033]
The DSP 31 includes an audio processing unit 46 that converts the Doppler spectrum signal from the FFT spectrum processing unit 43 into an audio signal (Doppler sound) and outputs the audio signal to the display audio / video buffer 45, and the ECG module 3. An ECG waveform processing unit 47 that performs predetermined waveform processing on the ECG waveform data and outputs the result to the display audio / video buffer 45; a detection output of the M mode image or the like from the detector (EP) 22; and a CFM processing unit And an M / M color processing unit 48 that performs predetermined color processing on the two-dimensional blood flow information from the (CFM · FP) 30 and outputs the information to the display audio / video buffer 45.
[0034]
Thus, the trace waveform data from the Vp, Vm trace waveform detection processing unit 44 is supplied from the display audio / video buffer 45 to the video interface 34 via the ping-pong buffer 34a, and Vp, Vm is displayed on the display 25. The auto trace waveform is displayed in real time. The audio signal of the Doppler signal from the audio processing unit 46 is supplied from the display audio / video buffer 45 to the audio interface 38 via the ping-pong buffer 34a, and is output as audio from an audio output device (speaker).
[0035]
In the example shown in FIG. 2, the trace waveform data from the Vp and Vm trace waveform detection processing unit 44 has a PS / ED detection unit 32 (in FIG. 2, the peak detection processing unit 32b is executed by the processing of the CPU 32a. ) And the measurement unit 33 (in FIG. 2, the real-time automatic measurement processing unit 33a and the re-measurement processing unit 33b after the cine-freeze are included in the functional units) are supplied to the audio interface 38 and the display 25 In the above, in addition to the auto trace waveforms of Vp and Vm, numerical values are displayed in real time as auto measured values based on PS / ED information.
[0036]
As shown in FIG. 1, a parameter setting circuit 36 is connected to or built in the DSP 31 and the PS / ED detection unit 32. The parameter setting circuit 36 is a user interface for operator operation that constitutes the operating means of the present invention. 37.
[0037]
As shown in FIG. 1, an operation panel circuit 38 for inputting operation signals (parameter setting, etc.) from various operating devices (switches, joystick, keyboard, mouse, etc.) on the operation panel of the apparatus body 2 is input to the user interface 37. A TCS circuit 39 for inputting an operation signal (parameter setting, etc.) from the screen of a TCS (touch command screen) mounted on the operation panel, and a GUI (graphical user interface) on the display 23 ) And a GUI circuit 40 for inputting an operation signal (parameter setting, etc.). The range gate (ROI) designation can be operated by the user interface 37.
[0038]
3A and 3B show the DSP 31 Vp and Vm trace waveform detection processing unit among the control system parameters (for the DSP 31 and the PS / ED detection unit 32) to be set by the parameter setting circuit 36 through the user interface 37. The principle of the parameter setting example for the detection algorithm of the Vp trace waveform executed by 44 will be described.
[0039]
FIG. 3A shows a spectrum image (X axis: time, Y axis: frequency, luminance (gradation): power) selected by the processing by the FFT spectrum processing unit 43 of the DSP 31. Using this spectrum image, the position of the maximum flow velocity Vp corresponding to the maximum frequency fp in the frequency direction is traced in the time direction by the processing of the Vp / Vm trace waveform detection processing unit 44 of the DSP 31.
[0040]
FIG. 3B illustrates an example of parameter setting for determining the position of the maximum flow velocity Vp in the frequency direction. As an example, FIG. 3B illustrates a time-phase at time (A) of the spectrum image illustrated in FIG. The power spectrum (X axis: power, horizontal axis: frequency) is shown. The cutout position (threshold level) Px of the maximum flow velocity Vp on the power spectrum is between the power level P1 indicating the maximum power value and the power level P0 indicating the noise level obtained by time average and frequency average. Thus, using a noise threshold A described later, it is determined by the relational expression of Px = P0 + A * (P1-P0).
[0041]
  In this case, it is known that the power maximum value changes every moment in the time direction in a general example. For this reason, the level P1 of the maximum power value in the above equation fluctuates, and the position Px of the maximum flow velocity Vp also changes following this, so that auto tracing becomes unstable. In order to stabilize this, one column is used by using a smoothing filter such as a first-order IIR (Infinite Impulse Response) filter.( Column )A process of smoothing the maximum power value is applied sequentially (column by column). With this smoothing filter, if the time constant for smoothing remains a fixed value, it becomes difficult to obtain a good real-time trace waveform depending on the diagnosis site, patient, and device operating conditions.
[0042]
Therefore, in the present embodiment, a function of the user interface 37 is added so that the user can freely operate as a variable parameter capable of adjusting the time constant of the smoothing filter. As a result, the time stability of the trace line during real-time auto tracing has been improved depending on the diagnosis site, patient, and device operating conditions.
[0043]
The noise threshold A is between the power level P1 of the maximum power value and the noise level P0 obtained by averaging the time average frequency on the power spectrum at time (A) of the spectrum image shown in FIG. Corresponds to a parameter that determines the ratio of the cut-out position in the power (gradation) direction of the maximum flow velocity Vp. If this parameter remains at a fixed value, a good real-time trace waveform cannot be obtained if the S / N ratio changes depending on the diagnosis site, patient, or device setting conditions.
[0044]
Therefore, in the present embodiment, the function of the user interface 37 is set so that the user can freely operate the noise threshold A as a variable parameter (control system parameter for adjusting the noise threshold A) in the same manner as the time constant of the smoothing filter. Added as. When this noise threshold A is changed, the cutout position in the gradation direction of the maximum flow velocity Vp changes. For example, when the value of the noise threshold A is increased, the cutout position in the gradation direction of the maximum flow velocity Vp increases, and as a result, the position in the frequency direction of the maximum flow velocity Vp approaches the DC (direct current component) side. As a result, it is possible to finely adjust the gradation direction of the measurement trace line in real time or after freezing.
[0045]
FIG. 4 shows an example of a user interface 37 for adjusting the time constant and noise threshold of the smoothing filter as variable parameters. This is an example of an operation screen on a TCS (touch command screen) mounted on the operation panel of the apparatus body 2, for example, as an operation switch on the Doppler menu of PW / CW, for example, the operation of the above-described auto-trace processing An ON / OFF switch SW1 and a parameter adjustment dialog activation switch SW2 are set.
[0046]
Among these, when the parameter adjustment dialog activation switch SW2 is turned on, the parameter adjustment dialog W1 is displayed on the TCS operation screen. On this dialog W1, there are an up / down (UP / DOWN) operation switch SW3 for adjusting the time constant of the smoothing filter as a variable parameter, and an up / down (UP / DOWN) operation switch SW4 for adjusting the noise threshold as a variable parameter. Is set. In addition, on the parameter adjustment dialog W1, as other user interface 37, the operation switch SW5 capable of selecting the type of trace (Vp, Vm, both (Vp, Vm)) and the polarity (correct) of the trace line drawing are displayed. (+), Negative (−), both (+, −)) selectable operation switches SW6 and the like are set.
[0047]
Parameters operated by the operation switches SW3 to SW6 on the user interface 37 are set to be usable in each process of the DSP 31 and the PS / ED detection unit 32 by the parameter setting circuit 36 from the TCS circuit 36.
[0048]
Therefore, according to the user interface 37 described above, the time constant for smoothing of the smoothing filter that performs smoothing processing to stabilize temporal change of the maximum power value of the spectrum signal in accordance with the diagnostic part is obtained. It can be variably adjusted as a control system parameter, and the smoothness of the trace line curve can be controlled by changing the smoothing time constant of the maximum power of the spectrum signal up and down. In this case, if the time constant of the smoothing filter is increased, the spike noise portion is smoothed and reduced, but there is a trade-off relationship that the PS detection accuracy is deteriorated. Therefore, the diagnosis part and S (signal) / N ( It is desirable to optimize according to the (noise) ratio.
[0049]
Further, according to the user interface 37 described above, the cut-out position (threshold level) in the gradation direction of the maximum flow velocity VP is determined between the maximum power of the spectrum signal and the noise level according to the diagnostic part. The noise threshold can be variably adjusted as a control system parameter, and the cut-out position from the peak velocity spectrum can be controlled. When this parameter is increased, a signal with higher luminance can be used as a blood flow waveform, and the trace position can be finely adjusted according to the sensitivity of the image.
[0050]
As described above, according to the present embodiment, it is possible to correct the image quality in the time direction and the gradation (power) direction of the trace line in the real-time / freeze image by the user operation by the user interface 37, and thereby the measurement condition Can be corrected.
[0051]
(Second embodiment)
Conventionally, due to the auto-trace process described above, all auto-measured values are displayed in error when a trace error occurs. For example, the measurement values for several heartbeats cannot be measured because the measured values for several heartbeats are displayed as errors. NG). In order to improve this, in this embodiment, in addition to the above-described configuration, a process for stopping the error display of all automatic measurement values when a trace error occurs and adding a process for partially displaying measurement items that do not affect the measurement is added.
[0052]
This process is executed by, for example, the measurement unit 33 described above. As an example of the processing sequence at the time of execution, for example, it is determined whether or not a trace error has occurred by using an error command or the like. If there is an item, a measurement can be performed with respect to the item, the measured value is displayed as a numerical value, and an item that cannot be measured is displayed with an error.
[0053]
FIG. 5 is a display example of auto measurement items displayed on the display device, and describes auto measurement by the conventional method and auto measurement after the change by the method of the present embodiment. In this example, auto measurement values are automatically updated every heartbeat synchronization. According to the conventional method, if a trace error occurs during one heartbeat, all the measurement items in that heartbeat are displayed as errors. In contrast, in the present embodiment, measurement items that do not affect the measurement are displayed by the processing by the measurement unit 33 described above.
[0054]
FIG. 6 illustrates an example of measurement items that can be calculated and displayed due to a trace error in auto measurement. In this example, measurement items that may be damaged by a trace error other than the trigger point of PS are VMIN, VMP, VMM, PI (a), PI (b), RI (b) among 14 items. 7 items (indicated by ○ in the figure), and the other 7 items (indicated by x in the figure) are not affected by the damage because they are not damaged.
[0055]
In addition to the trace error, if an out-of-synchronization due to a heartbeat synchronization detection error, which will be described later, occurs, the values of HR, PS, and ED themselves are incorrect, which affects the entire measurement value. Therefore. In the case of a heartbeat synchronization detection error due to loss of synchronization, all measurement items cannot be measured. This determination processing for determining whether or not the synchronization is lost is executed by, for example, the measurement unit 33 described above. An example of the processing sequence in this case is a processing example in which it is determined that the synchronization is lost if it is outside the normal heart rate range based on the time interval between the PS and the next PS.
[0056]
Therefore, according to the present embodiment, conventionally, measurement values for several heartbeats are displayed as errors, and all of the measurement items on the measurement numerical value display cannot be measured. For example, 8 items out of 14 items are trace errors. Even if an error occurs, a part of the information can be displayed without being affected by the measurement accuracy, so that it is possible to provide a user-friendly function that prevents information from being accidentally lost.
[0057]
  (Third embodiment)
  In the past, the trace parameters were set uniformly based on the display image. However, in this embodiment, in addition to the above configuration, the trace sweep is set.( Sweep )A function for automatically correcting parameters used in the trace process (adjustment parameters such as the smoothing filter time constant, power maximum value, PS search range, etc.) according to the speed is added. This function will be described with reference to FIGS.
[0058]
FIG. 7 shows an example of a functional block diagram of the PS / ED detector 32 described above. In this example, the PS / ED detector 32 has a local maximum value that is sequentially connected to the output side in addition to the signal polarity offset correction processor 51 that receives Doppler trace waveform data such as Vp from the DSP 31 in terms of its function. Detection processing unit 52, spike noise detection processing unit 53, jigsaw noise detection processing unit 54, effective PS / ED determination PS search processing unit 55, error detection unit 56, and signal polarity offset correction processing unit 51 are connected to the output side And a heartbeat synchronization detection processing unit 57 that detects the synchronization trigger and outputs it to the effective PS / ED determination PS search processing unit 55. The heartbeat synchronization detection processing unit 57 includes a synchronization detection waveform selection processing unit 58, a synchronization detection trigger generation processing unit 59, and a synchronization trigger selection processing unit 60 in terms of its functions.
[0059]
The PS / ED detection unit 32 includes various parameters (display system parameters (display height, baseline, inversion, etc.) set by the parameter setting circuit 36 and adjustment parameters (spike noise detection width, jigsaw noise detection). Width, peak comparison decay time constant, PS search range, etc.), operation parameters (synchronous detection waveform selection, synchronous trigger selection), adjustment parameters (trigger detector operation mode selection, BPF bandwidth, BPF center frequency, adaptive mode) Settings etc.) can be entered.
[0060]
According to the above configuration, the signal polarity offset correction processing unit 51 uses the Vp from the DSP 31 according to the trace polarity (positive, negative, both), the baseline offset, etc., which are the parameter setting values from the parameter setting circuit 36. The Doppler trace waveform signal such as is normalized after the baseline is offset and shaped to be unipolar, and a process of making the amplitude range constant is executed.
[0061]
  Next, in the local maximum value detection processing unit 52, the trace waveform signal isMaximum point and minimum point indicating extreme values (hereinafter referred to as maximum points and minimum points)Is detected by the spike noise detection processing unit 53 based on the parameter setting value from the parameter setting circuit 36.Maximum and minimum pointsAmong them, those having a large slope (differential coefficient) of the waveform before and after the peak position are removed. Next, in the jigsaw noise removal processing unit 54, based on the parameter setting values from the parameter setting circuit 36, the remainingInflection pointOf these, those showing vibrations of every small waveform are judged and removed based on the magnitude of the peak value.
[0062]
  Based on the parameter setting value from the parameter setting circuit 36 and the synchronization trigger from the heartbeat synchronization detection processing unit 57, the effective PS / ED determination PS search processing unit 55 calculates the time between the PS and the next PS. Judgment and processing to reduce synchronization malfunctionFor example, as in paragraphs [0075] and [0076] described laterThe PS / ED pair thus determined is output to the measurement unit 33 via the error detection processing unit 56.
[0063]
  According to the above configurationMaximum and minimum pointsThis error detection process is executed mainly by removing jigsaw noise and spike noise. The spike noise detection range and the jigsaw noise detection range are in column units regardless of the sweep speed, and there is a time interval change of about 2 [mS] to 17 [mS] per column. If you change the sweep speed, you cannot follow.
[0064]
Therefore, in this embodiment, the time constant is made constant in absolute time units in [mS] units, not in column units, so that trace errors are less likely to occur even when the sweep speed is changed compared to the conventional case. The search range of the PS and the next PS can also be more stable by using the absolute time. As a result, the time constant of the smoothing filter, the maximum value of the spectrum signal, and the effect of each parameter of the PS search range change depending on the sweep speed. Compared to setting the trace parameters uniformly on the base, it was confirmed that the trace error was reduced and the stability of synchronization detection was improved.
[0065]
(Fourth embodiment)
Conventionally, PS / ED synchronization is detected from the trace waveform. In this embodiment, in addition to the above configuration, PS / ED synchronization detection is also possible from ECG waveform data obtained by the ECG module. Add
[0066]
For example, in the configuration example shown in FIG. 7 described above, in this embodiment, the trigger from the ECG module 3 is added by adding a parameter preset for selecting a heartbeat trigger obtained from a trace waveform or a heartbeat trigger obtained from an ECG waveform. Or a trigger from a trace waveform, and can be selected as a synchronous trigger to be input to the above-described effective PS / ED determination PS search processing unit 55.
[0067]
Therefore, according to the present embodiment, it is possible to perform stable measurement using ECG heartbeat synchronization even for low-sensitivity or unstable diagnostic sites where heartbeat triggers cannot be detected from spectrum information. In this embodiment, when the ECG module is not installed in the ultrasonic diagnostic apparatus, it is desirable to incorporate switching logic for automatically selecting a trace waveform trigger.
[0068]
(5th Example)
Conventionally, the above-described PS / ED detector 32 has a configuration based on a processing method for performing sequential detection for each column (column-by-column). This method recognizes the waveform for each column, so the heartbeat synchronization detection performance is poor. For example, multiple PS triggers are detected during one heartbeat, or triggers are generated at the wrong time due to noise. There is a problem that many malfunctions occur.
[0069]
In the present embodiment, in order to improve this, a heartbeat synchronization detection processing unit 57 is added in the PS / ED detection unit 32, and the system is changed to a method of performing synchronization detection using a bandpass filter (BPF). In this method, synchronization trigger detection and trigger generation functions are added and the synchronization frequency is detected on the frequency axis, so that malfunctions can be reduced as compared with the conventional column-by-column method.
[0070]
  FIG. 8 explains the effect of the above-described detection method using the BPF in comparison with the detection method of the conventional example along the processing steps of each part of the PS / ED detection unit 32 described above. In the example in FIG. 8, processing proceeds from the left end to the right end along the arrow. In this example, first, as a first processing stage by the PS / ED detection unit 32, after adjusting the signal polarity and offset by the signal polarity offset correction processing unit 51, the local maximum value detection processing unit 52 determines PS / ED candidates. BecomeMaximum and minimum points(In the example in FIG. 8, PS candidate: ▼ (black downward triangle mark), ED candidate: Δ (white upward triangle mark)) are detected.
[0071]
  According to FIG. 8, it becomes a PS / ED candidateMaximum and minimum pointsIt can be seen that there are several in one heartbeat. From these PS / ED candidate pairs, spike noise detection processing unit 53 and jigsaw noise detection processing unit 54 detect spike noise and jigsaw noise, respectively, and effective PS / ED determination PS of the next stage is detected. The search processor 55 detects a valid PS. The upper right end in FIG. 8 shows the final PS / ED detection result by the conventional detection method, and the lower right end shows the PS / ED detection result by the detection method using the BPF of this embodiment.
[0072]
According to the final PS / ED detection result, there are four PSs in the conventional detection method, and when the third PS from the left in the figure is focused, it is originally removed by the spike noise detection process. Although it is a thick spike-like noise that could not be made, it can be seen that it is not regarded as an error because the PS search range is not reached and is detected as PS. In addition, a waveform peak having a relatively small mountain, that is, a slow speed in the middle portion between the third PS and the fourth PS from the left side in the figure, should be detected as a PS. Furthermore, although the fourth PS from the left side should be detected originally, it is determined as an error because it is outside the PS search range.
[0073]
The above-mentioned series of error causes is due to the time-based logic that determines the next candidate by measuring the time of the next PS candidate from the previous PS position. Therefore, for any reason, once the PS is removed, the unstable state continues for a long time, and automatic measurement becomes impossible or a significant measurement error occurs.
[0074]
  On the other hand, in the method of this embodiment, after the signal polarity and offset are adjusted by the signal polarity offset processing unit 51, the heartbeat synchronization detection processing unit 57 generates a trace waveform that has become smooth after passing the BPF.Maximum and minimum pointsFrom this, a heartbeat synchronization (refer to a heart symbol in FIG. 8) is detected, and during the heartbeat synchronization (for one heartbeat), the most appropriate one (for example, the frequency is the frequency) among the multiple PSs after spike noise removal / jigsaw noise removal. The PS is determined by performing a process of detecting only one (maximum one).
[0075]
Therefore, in the system of the present embodiment, as shown in FIG. 8, the third PS determined as PS in the conventional PS detection system is excluded from the PS candidates, and the conventional third PS and fourth PS The waveform peak that is in the middle is detected as PS, and the fourth PS is also detected normally.
[0076]
Therefore, according to the present embodiment, only the component in the vicinity of the heartbeat frequency that is stable on the frequency axis is used for synchronization detection by the synchronization detection method using the BPF. Is obtained.
[0077]
(Sixth embodiment)
In this embodiment, in addition to the above-described synchronization detection function using the BPF, a function for setting the center frequency / bandwidth of the BPF for each diagnostic part, and an automatic setting function, that is, “automatic setting (Auto)”, “user setting” (User) ”and“ Standard setting (Fix) ”mode selection function is added. This function is mounted on, for example, the user interface 37, the parameter setting circuit 36, and the PS / ED detector 32.
[0078]
FIG. 9 illustrates details of the heartbeat synchronization detection unit 57 in the PS / ED detection unit 32 using BPF. As shown in the figure, the heartbeat synchronization detection unit 57 includes a signal normalization processing unit 61, a bandpass filter (BPF) 62, and a trigger determination process as functional units in the synchronization detection trigger generation processing unit 59. Unit 63, level comparator 64, synchronization trigger coordinate output unit 65, coefficient conversion calculation processing unit 66, band pass coefficient calculation processing unit 67, and adaptive BPF frequency analysis processing unit 68.
[0079]
According to this configuration, the signal normalization processing unit 61 normalizes the amplitude range of the signal, and after passing through the BPF 62, the trigger determination processing unit 63 and the level comparator 64 determine the trigger and cut out the trigger. The extracted signal is output from the synchronization trigger coordinate output unit 65 as a trigger for detecting synchronization. Coefficients corresponding to the center frequency and bandwidth of the BPF 62 at this time are calculated by the coefficient conversion calculation processing unit 66 and the band pass coefficient calculation processing unit 67 and given to the BPF 62.
[0080]
According to the above function, the center frequency and bandwidth of the BPF 62 can be set automatically (adaptive) when the “automatic setting” mode is selected, and the center frequency and bandwidth of the BPF 62 can be set for each diagnostic part when the “user setting” mode is selected. The center frequency and bandwidth of the BPF 62 can be set to standard fixed values when the “standard setting” mode is selected. The bandwidth of the BPF 62 at this time is set, for example, in octave units, and the bandwidth and the center frequency of the BPF 62 are preset according to the age of the patient and the diagnosis site. As a result, it is possible to set the operating condition of the BPF 62 with few malfunctions in synchronization detection according to the heart rate and the trace waveform of the diagnosis part.
[0081]
In relation to the above function, if the function for selecting ON / OFF of the adaptive BPF is added, the bandwidth value of the BPF 62 is valid and the center frequency value is automatically set when ON is selected, and the BPF is selected when OFF is selected. Bandwidth and center frequency values are valid.
[0082]
(Seventh embodiment)
In the present embodiment, in addition to the above-described configuration, as the above-described automatic setting function, a function of detecting the fundamental wave component of the signal by covariance processing after the pre-BPF processing and automatically setting the BPF corresponding thereto is added. .
[0083]
In this function, a pre-BPF is added to the preceding stage in order to detect the center frequency of the BPF 62 when the automatic setting mode is selected, and a band limitation of, for example, 20 Hz to 200 Hz is added. As a result, harmonic components and DC (direct current) components included in the trace waveform are removed, and the main component of the heartbeat period can be easily extracted.
[0084]
In addition, the center frequency of the signal that has passed through the pre-BPF is calculated using covariance processing, FFT spectrum analysis, and the like, and the center frequency of the BPF 62 is adaptively moved using the center frequency, so that the diagnosis site and patient It is possible to set detection conditions according to the conditions.
[0085]
The adaptive BPF frequency analysis processing unit 68 described above performs frequency analysis of the trace waveform to obtain the center frequency of heartbeat synchronization, and calculates the center frequency of the BPF according to the center frequency. That is, the adaptive BPF frequency analysis processing unit 68 smoothes the trace waveform to some extent by the pre-BPF, calculates the center frequency by the covariance analysis process, and varies the BPF center frequency or the center frequency variation (variance). ) To calculate the optimum BPF bandwidth, calculate the center frequency and bandwidth of the BPF in real time, and feed back as a coefficient given to the BPF.
[0086]
FIGS. 10A and 10B illustrate the effect of the pre-BPF processing of the trace waveform. FIG. 10A shows the trace waveform and its power spectrum, and FIG. 10B shows the pre-BPF (20 Hz). ˜200 Hz) The waveform after passing and its power spectrum are shown respectively.
[0087]
This example is an actual observation waveform of the carotid artery blood flow. The trace waveform itself shown in FIG. 10A includes the second harmonic, the third harmonic, and the fourth harmonic in addition to the heartbeat synchronization frequency component. It can be seen that many are included. On the other hand, when pre-BPF processing is performed on this signal, the waveform becomes smooth as shown in FIG. 10B, and at the same time, the spectrum peak of the fundamental frequency of the heartbeat synchronization component can be easily captured.
[0088]
11 (a) and 11 (b) illustrate the effect of adaptive BPF signal processing. FIG. 11 (a) shows the trace waveform after passing through the adaptive BPF, and FIG. 11 (b) passes only through the positive side. The example of the waveform after the rectification process to perform is shown, respectively.
[0089]
  In this example, the signal after passing through the pre-BPF is subjected to a covariance process, a weighted average process using a first moment is performed on the covariance output, and the center frequency is accurately obtained with a decimal point. Then, the filter coefficient of adaptive BPF processing is calculated based on the center frequency, BPF processing is performed on the trace waveform (see FIG. 11A), and then the signal is cut out with the polarity on one side (FIG. 11 ( b))Maximum and minimum pointsIs detected as the trigger position.
[0090]
  In this case, the PS candidate time position described above,Maximum and minimum pointsIn order to avoid the coincidence of the time positions of the triggers detected in step 1, it is desirable to provide a slight offset (for example, several columns) in the time direction.
[0091]
(Eighth embodiment)
In this embodiment, in addition to the above configuration, a heartbeat trigger that is synchronously detected using a bandpass filter and an ECG trigger that is obtained by an ECG module are switched and input to detect an optimal PS / ED from PS / ED candidates. Add functionality. According to this function, it is possible to select a signal (an original signal for detecting a heartbeat synchronization trigger) to be input to the above-described synchronization trigger generation processing unit. That is, waveform data can be selected as an input for synchronization detection when ECG is selected, trace data of Vp is selected when Vp is selected, and trace waveform data of Vm is selected when Vm is selected.
[0092]
Thereby, the optimal detection conditions according to a diagnostic site | part and a patient can be set. The pre-BPF and BPF-processed signals are rectified to one polarity and processed as one side of a wave corresponding to heartbeat synchronization, and the time axis coordinates of the extreme value (strictly, with offset time phase correction) are synchronized. Output as a trigger.
[0093]
(Ninth embodiment)
In the past, the entire frequency axis of the spectrum was fixed as the trace range of the maximum flow velocity Vp value. However, in a spectrum image in which umbilical arteries and veins are mixed at the same time, it is necessary to autotrace the arterial flow, for example, ignoring the umbilical vein portion There is. Therefore, in this embodiment, in addition to the above configuration, an upper limit and a lower limit on the frequency axis of the Vp trace range are defined, and a function for auto-tracing only the range is added. FIG. 12 shows an example of a main part configuration for realizing this function.
[0094]
In the configuration shown in FIG. 12, parameters such as a wall filter cutoff frequency, a trace range manual setting value, a trace direction, a noise threshold, a smoothing filter time constant, and a sweep speed are operated in the apparatus main body. In addition to the user interface 37, a parameter setting circuit 36 connected to the parameter output side, an FFT spectrum processing unit 43 in the DSP 31, and a Vp and Vm trace waveform detection unit 44 are included.
[0095]
The parameter setting circuit 36 has, as functional units, a processing unit (wall-cutoff frequency fc) inputted thereto, a cut-off coefficient thereof is calculated, and the calculated value is output to the FFT spectrum processing unit 43. Filter cut-off coefficient calculation processing unit) 71, wall / filter cut-off frequency fc interface 72, trace range manual setting value interface 73, and settings input via both interfaces 72 and 73. A processing section (calculation processing section for trace range) 74 that calculates the trace range based on the value and outputs the calculated value to the Vp and Vm trace waveform detection section 44 is included.
[0096]
The parameter setting circuit 36 also inputs a noise threshold, corrects the noise threshold in the frequency direction on the spectrum, and outputs the corrected value to the Vp and Vm trace waveform detector 44 (frequency direction noise threshold correction). Processing unit) 75, smoothing filter time constant and sweep speed are input, and the smoothing filter time constant is corrected based on the sweep speed, and the correction values (maximum signal level hold time constant) are Vp and Vm traces. A processing unit (correction processing unit based on sweep speed) 76 that is output to the waveform detection unit 44 is included.
[0097]
The Vp and Vm trace waveform detection unit 44 is a positive side Vp detection processing unit 81 that detects the maximum flow velocity Vp from the positive side of the spectrum as each unit that performs processing based on each parameter input via the parameter setting circuit 36. In addition, a negative side Vp detection processing unit 82 that detects the maximum flow velocity Vp from the negative side, and a sequential connection on one side of the configurations connected in parallel to the output side of both detection processing units 81 and 82 in two rows Vm calculation processing unit 83, Vm horizontal median filter 84, Vm smoothing filter 85, Vp determination processing unit 86 sequentially connected to the other side, horizontal median filter 87 for Vp, And a smoothing filter 88 for Vp. Trace waveform data of Vp and Vm are output to the next stage via both smoothing filters 85 and 88.
[0098]
Further, on the output side of the Vp determination processing unit, based on the processing unit (systolic peak removal processing unit) 89 for removing the systolic peak from the Vp determination signal and the signal after the removal. A processing unit (noise threshold setting processing unit) 90 that sets (corrects) a noise threshold for Vp detection and feeds back the setting value to the Vp determination processing unit 86 is connected.
[0099]
According to the above configuration, the upper limit value and the lower limit value on the frequency axis of the Vp trace range are adjusted by the user operation on the user interface 37, and the spectrum is set in the 0-50% setting range via the parameter setting circuit 36. The upper and lower limits of the upper trace range are set, which makes it possible to offset the start position of the PS search process by the Vp, Vm trace waveform detection unit 44, making it easier to detect umbilical arteries and veins than in the conventional example. Thus, the observation can be performed efficiently, and the diagnostic efficiency is improved.
[0100]
As a modification, the upper and lower limits on the frequency axis of the Vp trace range may not be set as a user interface, and the auto trace range may be set by ROI.
[0101]
(Tenth embodiment)
Conventionally, the trace value of the average flow velocity Vm of steady blood flow is lower than the actual value due to the influence of noise near the DC (direct current) component and the clutter component, resulting in measurement errors. In order to improve this, in this embodiment, as shown in FIGS. 13 and 14, the trace search range of Vp and Vm is started not from the DC component as in the prior art, but from the cutoff frequency fc of the wall filter 41. The function to set and control is added.
[0102]
For example, in the case where it is desired to trace only the pulsation of the arterial portion at a diagnostic site where arteries and veins are mixed, in the case of tracing in the positive direction of the maximum flow velocity Vp as shown in FIG. Is set to be smaller than the positive Nyquist frequency (+ fr / 2), the lower limit is set to the positive cutoff frequency (+ fc) (trace range: + fc to upper limit, upper limit <+ fr / 2) In the case of the trace in the negative direction, the lower limit value of the trace range is made larger than the negative Nyquist frequency (−fr / 2), and the lower limit value is set to the negative cutoff frequency fc. (Trace range: -fc to lower limit value, lower limit value> -fr / 2).
[0103]
By limiting the detection range of Vp as in this example, the tracing performance when the umbilical cord and the arteries and veins are mixed is improved, and the measurement accuracy of the maximum flow velocity is further increased.
[0104]
In addition, when the blood flow velocity distribution within the range gate (RG) width is laminar, the average flow velocity Vm is pulled near the DC (direct current) component and takes a smaller value than the actual value. At the time of tracing, as shown in FIG. 14, the load average range in the frequency direction of the power for determining the average flow velocity Vm is not set between one baseline and the other baseline as in the prior art. , Setting is made so as to start from a positive cutoff frequency (+ fc) and a negative cutoff frequency (−fc) (in the example in the figure, the range between + fc and −fc is out of range). By limiting the load average range for obtaining Vm as in this example, even when the blood flow velocity distribution is laminar, the tracing performance of the average flow velocity Vm is improved, and the measurement accuracy is further increased.
[0105]
(Eleventh embodiment)
Conventionally, in a trace waveform that crosses the vicinity of 0 Hz of the spectrum, the sign of the sign changes, so that spike noise occurs on the trace waveform and a trace trace error occurs. In order to reduce this, in the present embodiment, a configuration in which horizontal median filter processing is executed by the horizontal median filters 84 and 87 shown in FIG. 12 is added. With this configuration, it is possible to reduce spike noise on the trace waveform that crosses the vicinity of 0 Hz of the spectrum and obtain a good trace waveform.
[0106]
(Twelfth embodiment)
Conventionally, a trace error has occurred at the edge of the spectrum image near the Nyquist frequency (fr / 2) where the S / N ratio of the spectrum deteriorates. In order to improve this, in this embodiment, a function of correcting a noise threshold having a power dimension for distinguishing noise from a signal in the frequency direction is added.
[0107]
According to this function, the correction of the noise threshold in the frequency axis direction automatically corrects the frequency characteristics of the frequency analyzer based on the PW Doppler and CW Doppler modes and BLS (baseline shift) information. . An example of correcting the noise threshold in the frequency direction in this case will be described with reference to FIGS. 15 and 16.
[0108]
First, as described in the first embodiment, the noise threshold value for detecting the position of the maximum flow velocity Vp is calculated based on the noise level in the current column and the power level of the power smoothed maximum value. This calculation formula is as described above.
[0109]
Next, when the signal crosses the vicinity of DC by simulation or the like, a trace error is likely to occur because the noise threshold (the threshold level) changes dynamically when the signal is lost by the wall filter. Further, if this noise threshold is increased, the Vp value is lowered.
[0110]
Therefore, the noise threshold is adjusted from the TCS in accordance with the S / N ratio of the diagnostic site. In this case, manual adjustment is possible according to the S / N ratio of the diagnostic region, but even in the power spectrum within one column, the S / N ratio, particularly the noise level, may vary depending on the frequency direction. is there. In particular, since the noise level signal level in the region below the cut-off frequency fc of the wall filter and in the vicinity of the Nyquist frequency (fr / 2) decreases, it becomes difficult to detect Vp, so it decreases in the low S / N ratio region. There is a need.
[0111]
Also, when folding is likely to occur during sample hold (S / H) due to the application of a circulator, etc., the base line is shifted to prevent folding, but the signal is also noisy due to the influence of LPF and S / H. The level is also significantly reduced at high frequencies from near the Nyquist frequency due to the influence of the shoulder characteristics and S / H characteristics of the filter.
[0112]
For the noise level samples, for example, an average value in the range of 3/8 * fr to 4/8 * fr is adopted, so in the region exceeding the Nyquist frequency, several dB (for example, about 3 dB at 1/2 * fr) ). In this case, there is a high possibility that the signal cannot be traced with a signal with a low noise level. In particular, the envelope of the spectrum edge such as CW cannot be traced.
[0113]
In order to correct this, the noise threshold level is changed according to the frequency.
[0114]
As shown in FIGS. 15 and 16, by correcting the noise threshold of the spectrum edge, conventionally, in a region having a frequency characteristic in which a noise signal near the Nyquist frequency is also reduced, the noise threshold is controlled according to the characteristic. Doing this reduces trace errors at the edges of the spectrum.
[0115]
The correction function used in this example is preferably corrected in consideration of the influence of integration and hold characteristics by the PW Doppler range gate RG and the influence of the frequency characteristics due to the decimation of the sampling frequency during CW Doppler. In general, the sensitivity at the edge is lowered by several dB due to the influence of the sampling frequency at the input stage of the FFT. If PW / CW filter processing and resampling processing are determined by the system, the correction function can be set as a fixed table.
[0116]
It should be noted that the present invention is not limited to the above-described exemplary embodiments that are representatively exemplified, and those skilled in the art will recognize various modifications within the scope of the gist of the present invention based on the description of the claims. It can be modified and changed to a mode. These changes and modifications also belong to the scope of rights of the present invention.
[0117]
【The invention's effect】
As described above, according to the present invention, in each processing of the maximum flow velocity Vp, the average flow velocity Vm trace waveform detection, the PS / ED peak detection, and the measurement of PI, RI, etc. in the spectrum signal of the Doppler frequency. In addition, it is possible to provide an ultrasonic diagnostic apparatus that can avoid the occurrence of malfunctions and display of erroneous measurement values due to the influence of various noises mixed in the diagnostic region or spectrum image.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a schematic block diagram showing the overall configuration of an ultrasonic Doppler diagnostic apparatus equipped with an ultrasonic Doppler real-time autotrace diagnostic apparatus according to a first embodiment.
FIG. 2 is a schematic functional block diagram showing a main configuration of an ultrasonic Doppler diagnostic apparatus.
FIGS. 3A and 3B are diagrams illustrating parameters for setting a cut-out position of the maximum flow velocity Vp on the power spectrum. FIGS.
FIG. 4 is a diagram showing an example of a user interface for adjusting parameters.
FIG. 5 is a diagram for explaining a display example of auto measurement values according to a second embodiment.
6 is a diagram for explaining measurement items that can be displayed at the time of a trace error in the example shown in FIG. 5;
FIG. 7 is a schematic functional block diagram showing details of a PS / ED detector.
FIG. 8 is a diagram for explaining the effect of the detection method using the BPF of the PS / ED detection unit.
FIG. 9 is a schematic functional block diagram showing details of a synchronization detection trigger generation processing unit of a heartbeat synchronization detection processing unit.
10A is a diagram showing a trace waveform and its power spectrum, and FIG. 10B is a diagram showing a waveform after passing through a pre-BPF and its power spectrum.
11A is a diagram showing a trace waveform after passing through an adaptive BPF, and FIG. 11B is a diagram showing a waveform after rectification processing in which only the positive side is passed.
FIG. 12 is a schematic functional block diagram illustrating a configuration example relating to auto trace measurement centering on details in a DSP.
FIG. 13 is a diagram for explaining a case where the search range of the maximum flow velocity Vp on the power spectrum is limited.
FIG. 14 is a diagram illustrating a case where the load average range of the average flow velocity Vm on the power spectrum is limited.
FIG. 15 is a diagram for explaining before correction when correcting a noise threshold (cutting position of the maximum flow velocity Vp) of the spectrum edge in the frequency direction;
FIG. 16 is a diagram for explaining a correction example when correcting a noise threshold (cutting position of the maximum flow velocity Vp) at the spectrum edge in the frequency direction;
[Explanation of symbols]
1 Ultrasonic probe
2 Main unit
3 ECG module
11 Overall controller
21 Transceiver (T / R)
22 Detector (E / P)
23 Digital Scan Converter (DSC)
25 Display
26 Mixer
27 Range Gate (RG) Processing Unit
28 High-pass filter (HPF)
29 Fast Fourier Transform (FFT)
30 CFM processing unit (CFM / FP)
31 DSP (auto-trace means of the present invention)
32 PS / ED detector (peak detection means of the present invention)
33 Measuring unit (automatic measuring means of the present invention)
34 Video interface I / F
35 Image storage
36 Parameter setting circuit
37 User interface (operation means of the present invention)
38 Operation panel circuit
39 TCS circuit
40 GUI circuit

Claims (9)

被検体内の運動流体を含む診断部位に向けて超音波を送受信させて得られる前記診断部位の流速に関する情報を担うドプラ周波数のスペクトラム信号から計測を行なう超音波診断装置であって、
前記スペクトラム信号の周波数方向の最大流速Ｖｐ及び平均流速Ｖｍの少なくとも一方を時間方向にトレースしそのトレース波形を出力する処理をリアルタイムで実行するトレース手段と、
前記トレース手段により出力されるトレース波形から前記被検体の心周期で決まるＰＳ（Peak of Systolic）及びＥＤ（End of Diastolic）の波形ピークを検出する処理を実行するピーク検出手段と、
前記ピーク検出手段により検出されたＰＳ及びＥＤの情報を元に前記診断部位の診断に用いる計測項目を計測する処理を実行する計測手段と、
前記トレース手段、ピーク検出手段及び計測手段の少なくとも１つの処理で用いるパラメータを変更するための操作手段とを有し、
前記ピーク検出手段は、前記トレース波形の情報及び前記被検体に装着させた心電計からの心電波形の情報の少なくとも一方を用いて前記被検体の拍動に同期したトリガを生成する同期トリガ生成手段と、この同期トリガ生成手段により生成される同期トリガを用いて前記ＰＳ及びＥＤを検出する手段とを備え、
前記同期トリガ生成手段は、バンドパスフィルタ処理を行なって前記同期トリガを生成するものであることを特徴とする超音波診断装置。An ultrasonic diagnostic apparatus that performs measurement from a spectrum signal of a Doppler frequency that carries information related to the flow velocity of the diagnostic part obtained by transmitting and receiving ultrasonic waves toward a diagnostic part including a kinetic fluid in a subject,
Trace means for performing real-time processing for tracing at least one of the maximum flow velocity Vp and the average flow velocity Vm in the frequency direction of the spectrum signal in the time direction and outputting the trace waveform;
Peak detecting means for executing processing for detecting waveform peaks of PS (Peak of Systolic) and ED (End of Diastolic) determined by the cardiac cycle of the subject from the trace waveform output by the tracing means;
Measuring means for executing processing for measuring measurement items used for diagnosis of the diagnostic site based on information of PS and ED detected by the peak detecting means;
An operating means for changing a parameter used in at least one of the tracing means, the peak detecting means, and the measuring means,
The peak detection means generates a trigger synchronized with the pulsation of the subject using at least one of the information on the trace waveform and the information on the electrocardiogram from an electrocardiograph attached to the subject. Generating means, and means for detecting the PS and ED using the synchronization trigger generated by the synchronization trigger generation means ,
The ultrasonic diagnostic apparatus, wherein the synchronization trigger generation means generates band synchronization filter processing to generate the synchronization trigger . 前記操作手段は、前記パラメータとして、前記スペクトラム信号におけるパワー方向の最大値の平滑化時定数を可変する手段を備えた請求項１記載の超音波診断装置。  The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1, wherein the operation means includes means for varying a smoothing time constant of a maximum value in the power direction in the spectrum signal as the parameter. 前記操作手段は、前記パラメータとして、前記スペクトラム信号におけるパワー方向のピーク速度切り出し位置を可変設定する手段を備えた請求項１記載の超音波診断装置。  The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1, wherein the operation means includes means for variably setting a peak speed cutout position in the power direction in the spectrum signal as the parameter. 前記操作手段は、前記パラメータとして、前記バンドパスフィルタの中心周波数及びバンド幅を、自動的に設定する自動設定モード、ユーザが操作して設定するユーザ設定モード、及び標準の固定値に設定する標準設定モードのいずれかを選択する手段を備えた請求項１記載の超音波診断装置。The operation means includes, as the parameter, an automatic setting mode in which a center frequency and a bandwidth of the bandpass filter are automatically set, a user setting mode in which a user operates and sets, and a standard set to a standard fixed value. The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1, further comprising means for selecting one of setting modes. 前記操作手段は、前記パラメータとして、前記オートトレース手段の処理で実行されるトレース時のスペクトラム信号の周波数方向のトレース範囲の上限及び下限を可変設定する手段を備えた請求項１記載の超音波診断装置。  2. The ultrasonic diagnosis according to claim 1, wherein the operation means includes means for variably setting an upper limit and a lower limit of a trace range in a frequency direction of a spectrum signal at the time of tracing executed in the processing of the auto tracing means as the parameter. apparatus. 被検体内の運動流体を含む診断部位に向けて超音波を送受信させて得られる前記診断部位の流速に関する情報を担うドプラ周波数のスペクトラム信号から計測を行なう超音波診断装置であって、
前記スペクトラム信号の周波数方向の最大流速Ｖｐ及び平均流速Ｖｍの少なくとも一方を時間方向にトレースしそのトレース波形を出力する処理をリアルタイムで実行するトレース手段と、
前記トレース手段により出力されるトレース波形から前記被検体の心周期で決まるＰＳ（Peak of Systolic）及びＥＤ（End of Diastolic）の波形ピークを検出する処理を実行するピーク検出手段と、
前記ピーク検出手段により検出されたＰＳ及びＥＤの情報を元に前記診断部位の診断に用いる計測項目を計測する処理を実行する計測手段と、
前記トレース手段、ピーク検出手段及び計測手段の少なくとも１つの処理で用いるパラメータを変更するための操作手段とを有し、
前記計測手段は、前記トレース手段の処理によるトレース時にトレースエラーが生じた場合、計測すべき計測項目の内の計測可能な項目を判断し、その項目について計測を実行するものであることを特徴とする超音波診断装置。An ultrasonic diagnostic apparatus that performs measurement from a spectrum signal of a Doppler frequency that carries information related to the flow velocity of the diagnostic part obtained by transmitting and receiving ultrasonic waves toward a diagnostic part including a kinetic fluid in a subject,
Trace means for performing real-time processing for tracing at least one of the maximum flow velocity Vp and the average flow velocity Vm in the frequency direction of the spectrum signal in the time direction and outputting the trace waveform;
Peak detecting means for executing processing for detecting waveform peaks of PS (Peak of Systolic) and ED (End of Diastolic) determined by the cardiac cycle of the subject from the trace waveform output by the tracing means;
Measuring means for executing processing for measuring measurement items used for diagnosis of the diagnostic site based on information of PS and ED detected by the peak detecting means;
An operating means for changing a parameter used in at least one of the tracing means, the peak detecting means, and the measuring means ,
The measurement unit is configured to determine a measurable item among the measurement items to be measured when a trace error occurs during tracing by the processing of the tracing unit, and to perform measurement for the item. Ultrasound diagnostic device. 被検体内の運動流体を含む診断部位に向けて超音波を送受信させて得られる前記診断部位の流速に関する情報を担うドプラ周波数のスペクトラム信号から計測を行なう超音波診断装置であって、
前記スペクトラム信号の周波数方向の最大流速Ｖｐ及び平均流速Ｖｍの少なくとも一方を時間方向にトレースしそのトレース波形を出力する処理をリアルタイムで実行するトレース手段と、
前記トレース手段により出力されるトレース波形から前記被検体の心周期で決まるＰＳ（Peak of Systolic）及びＥＤ（End of Diastolic）の波形ピークを検出する処理を実行するピーク検出手段と、
前記ピーク検出手段により検出されたＰＳ及びＥＤの情報を元に前記診断部位の診断に用いる計測項目を計測する処理を実行する計測手段と、
前記トレース手段、ピーク検出手段及び計測手段の少なくとも１つの処理で用いるパラメータを変更するための操作手段とを有し、
前記操作手段は、表示器のスィープ速度に応じて前記パラメータを補正する手段を備えたことを特徴とする超音波診断装置。An ultrasonic diagnostic apparatus that performs measurement from a spectrum signal of a Doppler frequency that carries information related to the flow velocity of the diagnostic part obtained by transmitting and receiving ultrasonic waves toward a diagnostic part including a kinetic fluid in a subject,
Trace means for performing real-time processing for tracing at least one of the maximum flow velocity Vp and the average flow velocity Vm in the frequency direction of the spectrum signal in the time direction and outputting the trace waveform;
Peak detecting means for executing processing for detecting waveform peaks of PS (Peak of Systolic) and ED (End of Diastolic) determined by the cardiac cycle of the subject from the trace waveform output by the tracing means;
Measuring means for executing processing for measuring measurement items used for diagnosis of the diagnostic site based on information of PS and ED detected by the peak detecting means;
An operating means for changing a parameter used in at least one of the tracing means, the peak detecting means, and the measuring means ,
The ultrasonic diagnostic apparatus , wherein the operation means includes means for correcting the parameter according to a sweep speed of a display . 被検体内の運動流体を含む診断部位に向けて超音波を送受信させて得られる前記診断部位の流速に関する情報を担うドプラ周波数のスペクトラム信号から計測を行なう超音波診断装置であって、
前記スペクトラム信号の周波数方向の最大流速Ｖｐ及び平均流速Ｖｍの少なくとも一方を時間方向にトレースしそのトレース波形を出力する処理をリアルタイムで実行するトレース手段と、
前記トレース手段により出力されるトレース波形から前記被検体の心周期で決まるＰＳ（Peak of Systolic）及びＥＤ（End of Diastolic）の波形ピークを検出する処理を実行するピーク検出手段と、
前記ピーク検出手段により検出されたＰＳ及びＥＤの情報を元に前記診断部位の診断に用いる計測項目を計測する処理を実行する計測手段と、
前記トレース手段、ピーク検出手段及び計測手段の少なくとも１つの処理で用いるパラメータを変更するための操作手段とを有し、
前記ピーク検出手段は、前記スペクトラム信号の周波数方向の正負を交差する際のその符号の違いによるトレースエラーを防止するための水平方向のメディアンフィルタ処理を実行する手段を備えたことを特徴とする超音波診断装置。An ultrasonic diagnostic apparatus that performs measurement from a spectrum signal of a Doppler frequency that carries information related to the flow velocity of the diagnostic part obtained by transmitting and receiving ultrasonic waves toward a diagnostic part including a kinetic fluid in a subject,
Trace means for performing real-time processing for tracing at least one of the maximum flow velocity Vp and the average flow velocity Vm in the frequency direction of the spectrum signal in the time direction and outputting the trace waveform;
Peak detecting means for executing processing for detecting waveform peaks of PS (Peak of Systolic) and ED (End of Diastolic) determined by the cardiac cycle of the subject from the trace waveform output by the tracing means;
Measuring means for executing processing for measuring measurement items used for diagnosis of the diagnostic site based on information of PS and ED detected by the peak detecting means;
An operating means for changing a parameter used in at least one of the tracing means, the peak detecting means, and the measuring means ,
The peak detecting means comprises means for executing a median filter process in the horizontal direction for preventing a trace error due to a difference in sign when the spectrum signal crosses the positive and negative of the frequency direction. Ultrasonic diagnostic equipment. 被検体内の運動流体を含む診断部位に向けて超音波を送受信させて得られる前記診断部位の流速に関する情報を担うドプラ周波数のスペクトラム信号から計測を行なう超音波診断装置であって、
前記スペクトラム信号の周波数方向の最大流速Ｖｐ及び平均流速Ｖｍの少なくとも一方を時間方向にトレースしそのトレース波形を出力する処理をリアルタイムで実行するトレース手段と、
前記トレース手段により出力されるトレース波形から前記被検体の心周期で決まるＰＳ（Peak of Systolic）及びＥＤ（End of Diastolic）の波形ピークを検出する処理を実行するピーク検出手段と、
前記ピーク検出手段により検出されたＰＳ及びＥＤの情報を元に前記診断部位の診断に用いる計測項目を計測する処理を実行する計測手段と、
前記トレース手段、ピーク検出手段及び計測手段の少なくとも１つの処理で用いるパラメータを変更するための操作手段とを有し、
前記操作手段は、前記パラメータとして、前記スペクトラム信号のパワー方向におけるピーク速度切り出し位置をその周波数方向に補正する手段を備えたことを特徴とする超音波診断装置。An ultrasonic diagnostic apparatus that performs measurement from a spectrum signal of a Doppler frequency that carries information related to the flow velocity of the diagnostic part obtained by transmitting and receiving ultrasonic waves toward a diagnostic part including a kinetic fluid in a subject,
Trace means for performing real-time processing for tracing at least one of the maximum flow velocity Vp and the average flow velocity Vm in the frequency direction of the spectrum signal in the time direction and outputting the trace waveform;
Peak detecting means for executing processing for detecting waveform peaks of PS (Peak of Systolic) and ED (End of Diastolic) determined by the cardiac cycle of the subject from the trace waveform output by the tracing means;
Measuring means for executing processing for measuring measurement items used for diagnosis of the diagnostic site based on information of PS and ED detected by the peak detecting means;
An operating means for changing a parameter used in at least one of the tracing means, the peak detecting means, and the measuring means ,
The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1, wherein the operating means includes means for correcting a peak speed cutout position in the power direction of the spectrum signal in the frequency direction as the parameter .

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