JP5455567B2

JP5455567B2 - Ultrasonic diagnostic equipment

Info

Publication number: JP5455567B2
Application number: JP2009257597A
Authority: JP
Inventors: 孝信内堀
Original assignee: Toshiba Corp; Toshiba Medical Systems Corp; Toshiba Medical Systems Engineering Co Ltd
Current assignee: Toshiba Corp; Canon Medical Systems Corp
Priority date: 2009-11-11
Filing date: 2009-11-11
Publication date: 2014-03-26
Anticipated expiration: 2029-11-11
Also published as: JP2011101715A

Description

この発明は、超音波のドプラ効果を利用して、被検体内の血流などの運動体の運動情報を求める超音波診断装置に関する。 The present invention relates to an ultrasonic diagnostic apparatus that obtains motion information of a moving body such as a blood flow in a subject by using an ultrasonic Doppler effect.

従来、超音波パルスドプラ法と超音波パルス反射法とを併用することで、１つの超音波プローブで断層像（白黒のＢモード画像）と血流情報とを得て、断層像に重ねて血流情報をリアルタイムにカラー表示する超音波診断装置が知られている。 Conventionally, by using both the ultrasonic pulse Doppler method and the ultrasonic pulse reflection method, a tomographic image (black and white B-mode image) and blood flow information are obtained with one ultrasonic probe, and the blood flow is superimposed on the tomographic image. 2. Description of the Related Art Ultrasonic diagnostic apparatuses that display information in color in real time are known.

この超音波診断装置によって血流情報を測定する原理は次の通りである。被検体である生体内を流れている血流に対して超音波パルスを送信すると、この超音波ビームの中心周波数ｆｃ（基準周波数ｆｃ）は流動する血球によって散乱されてドプラ偏移を受けて、周波数ｆｄだけ変位する。このため、受信周波数ｆは、
ｆ＝ｆｃ＋ｆｄとなる。
周波数ｆｃ、ｆｄは次式で表される。
ｆｄ≒（（２・Ｖ・ｃｏｓθ）／ｃ）・ｆｃ
なお、Ｖは血流速度であり、θは超音波ビームと血流とのなす角度であり、ｃは音速である。この関係式から分かるように、ドプラ偏移周波数ｆｄを検出することによって、血流速度Ｖを求めることができる。 The principle of measuring blood flow information with this ultrasonic diagnostic apparatus is as follows. When an ultrasonic pulse is transmitted to the blood flow flowing in the living body as the subject, the center frequency fc (reference frequency fc) of the ultrasonic beam is scattered by the flowing blood cells and undergoes Doppler shift, It is displaced by the frequency fd. Therefore, the reception frequency f is
f = fc + fd.
The frequencies fc and fd are expressed by the following equations.
fd≈ ((2 · V · cos θ) / c) · fc
V is the blood flow velocity, θ is the angle between the ultrasonic beam and the blood flow, and c is the sound velocity. As can be seen from this relational expression, the blood flow velocity V can be obtained by detecting the Doppler shift frequency fd.

ここで、超音波によるスキャンについて図３及び図４を参照して説明する。図３は、超音波によるスキャンを説明するための模式図である。図４は、従来技術に係る超音波診断装置を示すブロック図である。ドプラ偏移周波数ｆｄを計測するためには、図３に示すように、超音波プローブ１から被検体に対して、まず、Ａ方向に超音波パルスを複数回繰り返し送受信する。次に、Ｂ方向に超音波パルスを複数回繰り返し送受信する。以下同様に、Ｚ方向まで順番に複数回ずつ送受信を繰り返す。 Here, scanning using ultrasonic waves will be described with reference to FIGS. FIG. 3 is a schematic diagram for explaining scanning by ultrasonic waves. FIG. 4 is a block diagram showing an ultrasonic diagnostic apparatus according to the prior art. In order to measure the Doppler shift frequency fd, as shown in FIG. 3, first, ultrasonic pulses are repeatedly transmitted and received in the direction A from the ultrasonic probe 1 multiple times. Next, ultrasonic pulses are repeatedly transmitted and received in the B direction a plurality of times. Similarly, transmission / reception is repeated a plurality of times sequentially in the Z direction.

図４に示す超音波診断装置によって、上記のスキャン制御が行われる。Ａ方向に超音波パルスが複数回送信されると、被検体内の血流でドプラ偏移されて反射されたエコー信号は超音波プローブ１によって受信される。エコー信号は超音波プローブ１によって電気信号に変換されて受信回路１００に送られる。エコー信号は、例えば受信回路１００にて、操作者によって設定されたゲイン値に従って増幅される。次に、位相検波回路１１０によってドプラ偏移信号が検出される。このドプラ偏移信号は、超音波パルスの送信方向に沿って設定された例えば２５６個のサンプル点ＳＰごとに検出される。各サンプル点ＳＰで検出されたドプラ偏移信号は、周波数分析器１２０にて周波数分析されてＤＳＣ（デジタルスキャンコンバータ）１３０に送られて、ＤＳＣ１３０にて走査変換（スキャンコンバージョン）される。走査変換によって生成された画像データは表示部１４０に送られ、Ａ方向に沿った血流分布像が２次元画像としてリアルタイムに表示部１４０に表示される。以下、Ｂ方向、Ｃ方向、・・・の各方向についても同じ動作が繰り返されて、各スキャン方向に対応した血流分布像（カラードプラ像）が表示部１４０に表示される。 The above-described scan control is performed by the ultrasonic diagnostic apparatus shown in FIG. When an ultrasonic pulse is transmitted a plurality of times in the A direction, an echo signal that is Doppler-shifted and reflected by the blood flow in the subject is received by the ultrasonic probe 1. The echo signal is converted into an electric signal by the ultrasonic probe 1 and sent to the receiving circuit 100. The echo signal is amplified by the receiving circuit 100 according to the gain value set by the operator, for example. Next, the Doppler shift signal is detected by the phase detection circuit 110. This Doppler shift signal is detected, for example, every 256 sample points SP set along the transmission direction of the ultrasonic pulse. The Doppler shift signal detected at each sample point SP is frequency-analyzed by the frequency analyzer 120, sent to the DSC (digital scan converter) 130, and scan-converted (scan conversion) by the DSC 130. The image data generated by the scan conversion is sent to the display unit 140, and a blood flow distribution image along the direction A is displayed on the display unit 140 in real time as a two-dimensional image. Thereafter, the same operation is repeated in the B direction, the C direction,..., And a blood flow distribution image (color Doppler image) corresponding to each scan direction is displayed on the display unit 140.

しかしながら、従来技術に係る超音波診断装置においては、受信信号に対するゲイン値を操作者が設定していたため、ゲイン値を適切に設定することが操作者の大きな負担になっていた。また、操作者がゲイン値を設定していたため、適切なゲイン値を設定するために時間を要し、その結果、診断に多くの時間を要していた。 However, in the ultrasonic diagnostic apparatus according to the related art, since the operator sets the gain value for the received signal, it is a heavy burden on the operator to set the gain value appropriately. Further, since the operator has set the gain value, it takes time to set an appropriate gain value, and as a result, much time is required for diagnosis.

そこで、受信信号に対するノイズレベルを所望の設定値に合わせるように、受信信号に対するゲイン値を設定する方法が提案されている（例えば特許文献１）。この特許文献１に係る方法では、受信信号に対するノイズレベルに基づいてゲイン値を決定して、そのゲイン値に従って受信信号を増幅している。 Therefore, a method has been proposed in which a gain value for a received signal is set so that the noise level for the received signal matches a desired set value (for example, Patent Document 1). In the method according to Patent Document 1, a gain value is determined based on a noise level with respect to a received signal, and the received signal is amplified according to the gain value.

特開２００３−２２５２３８号公報JP 2003-225238 A

しかしながら、特許文献１に係る方法では、受信信号に対するノイズレベルに基づいてゲイン値を決定しているため、受信信号のＳ／Ｎが良い条件ではゲイン値が高くなり過ぎてしまい、その結果、血流の表示が断層像（Ｂモード画像）に多くはみ出して表示されてしまう問題（オーバーペイント）が生じるおそれがある。すなわち、カラードプラ法は血管における血流をカラーで表示する方法であるが、ノイズレベルを基準にしてゲイン値を決定すると、血管のみならず、血管の周辺からの信号のレベルも高くなってしまう。その結果、血管の周辺もカラーで表示されてしまい、あたかも、その周辺に血流があるかのように表示されてしまうおそれがある。 However, in the method according to Patent Document 1, since the gain value is determined based on the noise level with respect to the received signal, the gain value becomes too high under the condition that the S / N of the received signal is good. There is a possibility that a problem (overpainting) may occur in which the flow display is displayed in a large amount in the tomographic image (B-mode image). In other words, the color Doppler method is a method of displaying blood flow in a blood vessel in color. However, if the gain value is determined based on the noise level, the level of the signal from not only the blood vessel but also from the periphery of the blood vessel increases. . As a result, the periphery of the blood vessel is also displayed in color, and it may be displayed as if there is a blood flow in the vicinity.

この発明は上記の問題を解決するものであり、上記のオーバーペイントが生じることなく、受信信号に対するゲイン値を自動的に設定することが可能な超音波診断装置を提供することを目的とする。 SUMMARY OF THE INVENTION An object of the present invention is to provide an ultrasonic diagnostic apparatus that can automatically set a gain value for a received signal without causing the above-described overpainting.

請求項１に記載の発明は、被検体内における複数の観測点に対して超音波を送受信することでドプラスキャンを行うスキャン手段と、前記ドプラスキャンによって取得された前記複数の観測点における受信信号を、ゲイン値に従って増幅して周波数解析を行うことで、各観測点における運動体のドプラ偏移データを求めるドプラ偏移データ演算手段と、前記ドプラ偏移データに基づいて前記運動体の運動情報を求める運動情報生成手段と、前記運動体の運動情報を表示手段に表示させる表示制御手段と、前記運動体の運動情報に基づいて、前記ドプラ偏移データ演算手段に設定される前記ゲイン値を制御するゲイン制御手段と、前記各手段を制御する制御手段と、前記制御手段に動作指示を与える操作部と、を有し、前記制御手段は、前記操作部から前記ゲイン値の制御指示情報を受けると、前記スキャン手段に、被検体内における走査範囲の略中央に位置する数本の走査線をスキャンさせること、を特徴とする超音波診断装置である。 The invention according to claim 1 is a scanning unit that performs Doppler scan by transmitting and receiving ultrasonic waves to and from a plurality of observation points in a subject, and received signals at the plurality of observation points acquired by the Doppler scan. The Doppler shift data calculating means for obtaining the Doppler shift data of the moving body at each observation point by performing frequency analysis by amplifying the frequency according to the gain value, and the motion information of the moving body based on the Doppler shift data The motion information generating means for obtaining the motion information, the display control means for displaying the motion information of the moving body on the display means, and the gain value set in the Doppler shift data calculating means based on the motion information of the moving body. and gain control means for controlling includes a control means for controlling said each means, and an operation section that gives an operation instruction to said control means, said steering Upon receiving the control instruction information of the gain value from the section, to the scan unit is an ultrasonic diagnostic apparatus according to claim, thereby scanning the number scanning line located substantially at the center of the scanning range within the object .

この発明によると、受信信号から得られた運動体の運動情報に基づいて、受信信号に対するゲイン値を制御することで、適切なゲイン値を自動的に設定することが可能となり、その結果、操作者の負担を軽減することが可能となる。 According to the present invention, it is possible to automatically set an appropriate gain value by controlling the gain value with respect to the received signal based on the motion information of the moving body obtained from the received signal. The burden on the person can be reduced.

この発明の実施形態に係る超音波診断装置を示すブロック図である。1 is a block diagram showing an ultrasonic diagnostic apparatus according to an embodiment of the present invention. 変形例に係る超音波診断装置を示すブロック図である。It is a block diagram which shows the ultrasonic diagnosing device which concerns on a modification. 超音波によるスキャンを説明するための模式図である。It is a schematic diagram for demonstrating the scan by an ultrasonic wave. 従来技術に係る超音波診断装置を示すブロック図である。It is a block diagram which shows the ultrasonic diagnosing device which concerns on a prior art.

この発明の実施形態に係る超音波診断装置について図１を参照して説明する。図１は、この発明の実施形態に係る超音波診断装置を示すブロック図である。 An ultrasonic diagnostic apparatus according to an embodiment of the present invention will be described with reference to FIG. FIG. 1 is a block diagram showing an ultrasonic diagnostic apparatus according to an embodiment of the present invention.

この実施形態に係る超音波診断装置は、超音波プローブ１と、電子走査アナログ部２と、直交位相検波部３と、ＭＴＩ（ＭｏｖｉｎｇＴａｒｇｅｔＩｎｄｉｃａｔｏｒ）演算部４と、表示ユニット５と、コントローラ６とを備えている。 The ultrasonic diagnostic apparatus according to this embodiment includes an ultrasonic probe 1, an electronic scanning analog unit 2, a quadrature phase detection unit 3, an MTI (Moving Target Indicator) calculation unit 4, a display unit 5, and a controller 6. It has.

（超音波プローブ１）
超音波プローブ１には、複数の超音波振動子が１列に配置された１Ｄプローブ、又は、複数の超音波振動子が２次元的に配置された２Ｄプローブが用いられる。超音波プローブ１の形態としては、セクタ対応、リニア対応、又はコンベックス対応などの中から任意に選択される。 (Ultrasonic probe 1)
As the ultrasonic probe 1, a 1D probe in which a plurality of ultrasonic transducers are arranged in a row or a 2D probe in which a plurality of ultrasonic transducers are two-dimensionally arranged is used. The form of the ultrasonic probe 1 is arbitrarily selected from among sector correspondence, linear correspondence, and convex correspondence.

（電子走査アナログ部２）
電子走査アナログ部２は、基準信号発生器２１と、ディレーライン２２と、パルサ２３と、プリアンプ２４と、加算器２５と、検波器２６とを備えている。電子走査アナログ部２は、超音波プローブ１によって超音波を送信する送信部と、超音波プローブ１を介して超音波エコーを受信する受信部とによって構成されている。送信部は、基準信号発生器２１と、レートパルス発生器２７と、受信部と共用されるディレーライン２２と、パルサ２３とによって構成されている。 (Electronic scanning analog unit 2)
The electronic scanning analog unit 2 includes a reference signal generator 21, a delay line 22, a pulser 23, a preamplifier 24, an adder 25, and a detector 26. The electronic scanning analog unit 2 includes a transmitting unit that transmits ultrasonic waves using the ultrasonic probe 1 and a receiving unit that receives ultrasonic echoes via the ultrasonic probe 1. The transmission unit includes a reference signal generator 21, a rate pulse generator 27, a delay line 22 shared with the reception unit, and a pulser 23.

レートパルス発生器２７は、予め設定されたパルス繰り返し周波数（ＰＲＦ）でレートパルスを出力する。このパルス繰り返し周波数（ＰＲＦ）は、図示しない操作部を介して操作者によって任意に変更できるようになっている。このレートパルスは、ディレーライン２２によって超音波の指向性を決めるための遅延を受けて、トリガパルスとしてパルサ２３に与えられる。このトリガパルスに同期して、パルサ２３から超音波プローブ１の超音波振動子に、基準信号発生器２１の基準周波数ｆｃと同じ周波数を有する信号パルスが印加される。 The rate pulse generator 27 outputs a rate pulse at a preset pulse repetition frequency (PRF). This pulse repetition frequency (PRF) can be arbitrarily changed by an operator via an operation unit (not shown). The rate pulse receives a delay for determining the directivity of the ultrasonic wave by the delay line 22 and is given to the pulser 23 as a trigger pulse. In synchronization with this trigger pulse, a signal pulse having the same frequency as the reference frequency fc of the reference signal generator 21 is applied from the pulser 23 to the ultrasonic transducer of the ultrasonic probe 1.

超音波プローブ１の超音波振動子は、この信号パルスを受けて振動する。これにより基準周波数ｆｃを中心周波数とする超音波パルスが、パルス繰り返し周波数（ＰＲＦ）で周期的に発生され、被検体に送信される。 The ultrasonic transducer of the ultrasonic probe 1 vibrates in response to this signal pulse. Thereby, an ultrasonic pulse having the reference frequency fc as the center frequency is periodically generated at a pulse repetition frequency (PRF) and transmitted to the subject.

超音波プローブ１から送信された超音波は被検体内を伝搬し、その途中にある音響インピーダンスの不連続面で次々と反射する。この反射によるエコーは超音波プローブ１により受信され、超音波振動子から電気信号は発生する。 The ultrasonic wave transmitted from the ultrasonic probe 1 propagates in the subject and is reflected one after another at a discontinuous surface of acoustic impedance in the middle thereof. The echo resulting from this reflection is received by the ultrasonic probe 1, and an electrical signal is generated from the ultrasonic transducer.

超音波プローブ１から発生した電気信号は、電子走査アナログ部２の受信部に出力される。この受信部は、プリアンプ２４と、ディレーライン２２と、加算器２５とによって構成されている。超音波プローブ１から送られた電気信号はプリアンプ２４で増幅され、ディレーライン２２で例えば送信時とは逆の遅延を受けた後、加算器２５で加算される。これにより、受信指向性を持った１つのエコー信号が生成される。このエコー信号は、検波器２６と直交位相検波部３とにそれぞれ出力される。なお、超音波プローブ１と電子走査アナログ部２とによって、この発明の「スキャン手段」の１例を構成する。 The electric signal generated from the ultrasonic probe 1 is output to the receiving unit of the electronic scanning analog unit 2. The receiving unit includes a preamplifier 24, a delay line 22, and an adder 25. The electrical signal sent from the ultrasonic probe 1 is amplified by the preamplifier 24, and is delayed by the delay line 22, for example, opposite to the time of transmission, and then added by the adder 25. Thereby, one echo signal having reception directivity is generated. This echo signal is output to the detector 26 and the quadrature detector 3 respectively. The ultrasonic probe 1 and the electronic scanning analog unit 2 constitute an example of the “scanning means” of the present invention.

検波器２６は、エコー信号を検波して反射成分を取り出し、その反射成分を対数増幅し、包絡線を検波することで、断面における組織を表すＢモード画像信号を生成する。このＢモード画像信号は、表示ユニット５に出力される。 The detector 26 detects the echo signal, extracts the reflection component, logarithmically amplifies the reflection component, and detects the envelope, thereby generating a B-mode image signal representing the tissue in the cross section. This B-mode image signal is output to the display unit 5.

表示ユニット５は、第１のＤＳＣ（デジタルスキャンコンバータ）５１と、第２のＤＳＣ５２と、表示処理部５３と、マルチプレクサ（ＭＰＸ）５４と、Ｄ／Ａ変換器５５と、表示部５６とを備えている。 The display unit 5 includes a first DSC (digital scan converter) 51, a second DSC 52, a display processing unit 53, a multiplexer (MPX) 54, a D / A converter 55, and a display unit 56. ing.

検波器２６から出力されたＢモード画像信号は、第１のＤＳＣ５１によって超音波走査から標準ＴＶ走査に走査変換され、マルチプレクサ（ＭＰＸ）５４を介してＤ／Ａ変換器５５に出力される。Ｂモード画像信号はＤ／Ａ変換器５５でアナログ化され、表示部５６にて濃淡（白黒）で表示される。このように、Ｂモード画像は白黒の階調で表示される。なお、検波器２６と第１のＤＳＣ５１とによって、この発明の「画像生成手段」の１例を構成する。 The B-mode image signal output from the detector 26 is scan-converted from the ultrasonic scan to the standard TV scan by the first DSC 51 and output to the D / A converter 55 via the multiplexer (MPX) 54. The B-mode image signal is converted into an analog signal by the D / A converter 55 and displayed in shades (monochrome) on the display unit 56. Thus, the B-mode image is displayed with black and white gradation. The detector 26 and the first DSC 51 constitute one example of the “image generating means” of the present invention.

（直交位相検波部３）
また、加算器２５にて生成されたエコー信号は直交位相検波部３に出力される。直交位相検波部３は、ミキサ３１ａ、３１ｂと、９０°移相器３２と、ローパスフィルタ３３ａ、３３ｂとを備えている。 (Quadrature phase detector 3)
The echo signal generated by the adder 25 is output to the quadrature detection unit 3. The quadrature detection unit 3 includes mixers 31a and 31b, a 90 ° phase shifter 32, and low-pass filters 33a and 33b.

加算器２５から出力されたエコー信号は、二手に別れてそれぞれミキサ３１ａとミキサ３１ｂとに入力する。ミキサ３１ａには、基準信号発生器２１から基準信号（基準周波数ｆｃ）が入力し、また、ミキサ３１ｂには、基準信号発生器２１から９０°移相器３２を経てミキサ３１ａに入力した基準信号とは９０°の位相差が加えられた基準信号が入力して、それぞれエコー信号と合成される。 The echo signal output from the adder 25 is divided into two and input to the mixer 31a and the mixer 31b. A reference signal (reference frequency fc) is input to the mixer 31a from the reference signal generator 21, and a reference signal input to the mixer 31a from the reference signal generator 21 through the 90 ° phase shifter 32 is input to the mixer 31b. Is inputted with a reference signal to which a phase difference of 90 ° is added, and is synthesized with an echo signal.

その結果、ローパスフィルタ３３ａ、３３ｂには、それぞれ基準信号（基準周波数ｆｃ）とドプラ偏移信号（周波数ｆｄ）とが合成された周波数成分（２ｆｃ＋ｆｄ）が入力される。周波数成分（２ｆｃ＋ｆｄ）のうち高周波成分（２ｆｃ）がローパスフィルタ３３ａ、３３ｂで除去される。この直交位相検波により、ドプラ偏移周波数成分（ｆｄ）を有するドプラ信号が得られる。そして、ローパスフィルタ３３ａ、３３ｂからＭＴＩ演算部４に位相検波出力信号が出力される。 As a result, a frequency component (2fc + fd) obtained by combining the reference signal (reference frequency fc) and the Doppler shift signal (frequency fd) is input to the low-pass filters 33a and 33b. Of the frequency component (2fc + fd), the high-frequency component (2fc) is removed by the low-pass filters 33a and 33b. With this quadrature detection, a Doppler signal having a Doppler shift frequency component (fd) is obtained. Then, a phase detection output signal is output from the low-pass filters 33 a and 33 b to the MTI calculation unit 4.

（ＭＴＩ演算部４）
ＭＴＩ演算部４は、Ａ／Ｄ変換器４１ａ、４１ｂと、ＭＴＩフィルタ４２ａ、４２ｂと、自己相関演算部４３と、平均速度演算部４４と、分散演算部４５と、パワー演算部４６とを備えている。 (MTI calculation unit 4)
The MTI calculator 4 includes A / D converters 41a and 41b, MTI filters 42a and 42b, an autocorrelation calculator 43, an average speed calculator 44, a variance calculator 45, and a power calculator 46. ing.

位相検波出力信号は、ＭＴＩ演算部４では、まずＡ／Ｄ変換器４１ａ、４１ｂでそれぞれデジタル化され、次いでＭＴＩフィルタ４２ａ、４２ｂで心臓壁などの比較的速度の遅い低周波成分（クラッタ成分）が除去され、そして、そして、血流などの比較的速度が速い高周波成分（血流成分）が抽出される。 The phase detection output signal is first digitized by the ATI / D converters 41a and 41b in the MTI calculation unit 4, and then the low-frequency component (clutter component) having a relatively slow speed such as a heart wall by the MTI filters 42a and 42b. Then, a high-frequency component (blood flow component) having a relatively high speed such as blood flow is extracted.

ドプラ偏移周波数ｆｄを計測するためには、例えば図３に示すように、超音波プローブ１から被検体に対して、まず、Ａ方向に超音波パルスを複数回繰り返し送受信する。次に、Ｂ方向に超音波パルスを複数回繰り返し送受信する。以下同様に、Ｚ方向まで順番に複数回ずつ送受信を繰り返す。１回の送受信で得られるエコー信号から直交位相検波によってドプラ信号を取り出し、このドプラ信号を所定のサンプリング周波数でサンプリングしてＭＴＩフィルタ４２ａ、４２ｂに送る。そして、ＭＴＩフィルタ４２ａ、４２ｂは、所定回数繰り返し送信したレートパルスにおける同一サンプル点ＳＰ間の位相変化により血流の動きを検出し、クラッタ成分を除去する。 In order to measure the Doppler shift frequency fd, for example, as shown in FIG. 3, for example, an ultrasonic pulse is first repeatedly transmitted and received in the A direction from the ultrasonic probe 1 to the subject. Next, ultrasonic pulses are repeatedly transmitted and received in the B direction a plurality of times. Similarly, transmission / reception is repeated a plurality of times sequentially in the Z direction. A Doppler signal is extracted from the echo signal obtained by one transmission / reception by quadrature detection, and the Doppler signal is sampled at a predetermined sampling frequency and sent to the MTI filters 42a and 42b. The MTI filters 42a and 42b detect the movement of the blood flow based on the phase change between the same sample points SP in the rate pulse repeatedly transmitted a predetermined number of times, and remove the clutter component.

自己相関演算部４３は、２次元の多点における周波数分析をリアルタイムに行う。自己相関演算部４３は、ＭＴＩフィルタ４２ａ、４２ｂから出力された血流成分（高周波成分）を、予め設定されたゲイン値に従って増幅する。このゲイン値は、コントローラ６によって決定される。そして、自己相関演算部４３は、増幅された血流成分（高周波成分）を対象にして、図３に示す多数のサンプル点ＳＰについて周波数解析を行うことでドプラ偏移周波数ｆｄを求める。なお、自己相関演算部４３の出力（ドプラ偏移周波数ｆｄ）が、この発明の「ドプラ偏移データ」の１例に相当し、自己相関演算部４３が、この発明の「ドプラ偏移データ演算手段」の１例に相当する。自己相関演算部４３により求められたドプラ偏移周波数ｆｄは、平均速度演算部４４、分散演算部４５、及びパワー演算部４６に出力される。 The autocorrelation calculation unit 43 performs frequency analysis at a two-dimensional multipoint in real time. The autocorrelation calculator 43 amplifies the blood flow component (high frequency component) output from the MTI filters 42a and 42b according to a preset gain value. This gain value is determined by the controller 6. Then, the autocorrelation calculation unit 43 obtains a Doppler shift frequency fd by performing frequency analysis on a large number of sample points SP shown in FIG. 3 for the amplified blood flow component (high frequency component). The output (Doppler shift frequency fd) of the autocorrelation calculation unit 43 corresponds to an example of “Doppler shift data” of the present invention, and the autocorrelation calculation unit 43 performs “Doppler shift data calculation” of the present invention. It corresponds to an example of “means”. The Doppler shift frequency fd obtained by the autocorrelation calculation unit 43 is output to the average speed calculation unit 44, the dispersion calculation unit 45, and the power calculation unit 46.

平均速度演算部４４、分散演算部４５、及びパワー演算部４６は、自己相関演算部４３から出力されたドプラ偏移周波数ｆｄに基づいて各々所定の演算を行うことで、サンプル点ＳＰごとの血流情報を求める。具体的には、平均速度演算部４４は、各サンプル点ＳＰのそれぞれにおける血流の平均速度を求める。また、分散演算部４５は、各サンプル点ＳＰのそれぞれにおける血流速度の分散値を求める。また、パワー演算部４６は、各サンプル点ＳＰのそれぞれにおける血流量を反映しているパワー（強度）を求める。血流情報が、この発明の「運動情報」の１例に相当する。また、平均速度演算部４４、分散演算部４５、又はパワー演算部４６が、この発明の「運動情報生成手段」の１例に相当する。 The average speed calculation unit 44, the variance calculation unit 45, and the power calculation unit 46 each perform predetermined calculation based on the Doppler shift frequency fd output from the autocorrelation calculation unit 43, so that blood for each sample point SP is obtained. Ask for flow information. Specifically, the average velocity calculation unit 44 obtains an average blood flow velocity at each sample point SP. Moreover, the dispersion | distribution calculating part 45 calculates | requires the dispersion | distribution value of the blood flow velocity in each of each sample point SP. Moreover, the power calculation part 46 calculates | requires the power (intensity | strength) reflecting the blood flow rate in each of each sample point SP. Blood flow information corresponds to an example of “exercise information” of the present invention. Further, the average speed calculation unit 44, the variance calculation unit 45, or the power calculation unit 46 corresponds to an example of the “exercise information generation unit” of the present invention.

このようにして得られた血流の平均速度、分散値、及びパワーなどの血流情報は、表示ユニット５の第２のＤＳＣ５２に出力される。血流情報は、第２のＤＳＣ５２によって超音波走査から標準ＴＶ走査に走査変換されて、表示処理部５３に出力される。表示処理部５３は、例えばカラー変換情報を記憶した図示しないメモリを備えている。カラー変換情報には、例えば超音波プローブ１に向かう流れを赤とし、遠ざかる流れを青とし、速度の大小は輝度に反映させ、また、分散は緑の色相でレベル分けするなどの情報が含まれている。表示処理部５３は、血流情報をカラー情報に付加する。 Blood flow information such as the average blood flow velocity, dispersion value, and power obtained in this way is output to the second DSC 52 of the display unit 5. The blood flow information is scan-converted from the ultrasonic scan to the standard TV scan by the second DSC 52 and output to the display processing unit 53. The display processing unit 53 includes a memory (not shown) that stores color conversion information, for example. The color conversion information includes, for example, information such that the flow toward the ultrasonic probe 1 is red, the flow away is blue, the speed is reflected in luminance, and the dispersion is leveled by a green hue. ing. The display processing unit 53 adds blood flow information to the color information.

そして、カラー情報を含む血流情報と、第１のＤＳＣ５１から出力されたＢモード画像とが、マルチプレクサ（ＭＰＸ）５４に入力する。マルチプレクサ（ＭＰＸ）５４は、表示部５６にて表示される情報を適宜選択してＤ／Ａ変換器５５に出力する。マルチプレクサ（ＭＰＸ）５４から出力された情報は、Ｄ／Ａ変換器５５でアナログ化され、表示部５６に表示される。これにより、Ｂモード画像は白黒の階調で表示され、血流情報はカラーで表示される。例えば表示部５６には、Ｂモード画像（白黒像）とカラードプラ像（血流像）とが重畳して表示される。なお、表示処理部５３、マルチプレクサ（ＭＰＸ）５４、及びＤ／Ａ変換器５５が、この発明の「表示制御手段」の１例を構成する。 The blood flow information including color information and the B-mode image output from the first DSC 51 are input to the multiplexer (MPX) 54. The multiplexer (MPX) 54 appropriately selects information displayed on the display unit 56 and outputs it to the D / A converter 55. The information output from the multiplexer (MPX) 54 is converted to analog by the D / A converter 55 and displayed on the display unit 56. Thereby, the B-mode image is displayed in black and white gradation, and the blood flow information is displayed in color. For example, the display unit 56 displays a B-mode image (monochrome image) and a color Doppler image (blood flow image) in a superimposed manner. The display processing unit 53, the multiplexer (MPX) 54, and the D / A converter 55 constitute an example of “display control means” of the present invention.

（コントローラ６）
コントローラ６は、演算部６１と、メモリ６２と、ゲイン調整部６３とを備えている。この実施形態においては、パワー演算部４６は、各サンプル点ＳＰにおけるパワー（強度）を示すパワー情報をコントローラ６に出力する。コントローラ６はパワー情報に基づいて、自己相関演算部４３に設定されるゲイン値を制御する。 (Controller 6)
The controller 6 includes a calculation unit 61, a memory 62, and a gain adjustment unit 63. In this embodiment, the power calculation unit 46 outputs power information indicating the power (intensity) at each sample point SP to the controller 6. The controller 6 controls the gain value set in the autocorrelation calculation unit 43 based on the power information.

演算部６１は、関心領域（ＲＯＩ）に含まれる各サンプル点のパワー（強度）を比べて、各サンプル点のパワーのうちの最大値を求める。または、演算部６１は、パワーの最大値を求める代わりに、関心領域（ＲＯＩ）に含まれる各サンプル点のパワーの平均値を求めても良い。演算部６１は、パワーの最大値又は平均値をゲイン調整部６３に出力する。 The computing unit 61 compares the power (intensity) of each sample point included in the region of interest (ROI) to obtain the maximum value of the power of each sample point. Or the calculating part 61 may obtain | require the average value of the power of each sample point contained in a region of interest (ROI) instead of calculating | requiring the maximum value of power. The calculation unit 61 outputs the maximum value or average value of power to the gain adjustment unit 63.

例えば、操作者は表示部５６に表示されているＢモード画像を参照し、図示しない操作部を用いて、Ｂモード画像上に関心領域（ＲＯＩ）を指定する。操作者によって関心領域が指定されると、関心領域の位置を示す位置情報が、図示しない操作部からコントローラ６に出力される。演算部６１は、図示しない操作部から出力された関心領域の位置を示す位置情報を受けて、ある時間における関心領域に含まれる各サンプル点ＳＰのパワーのうちの最大値を求める。または、演算部６１は、ある時間における関心領域に含まれる各サンプル点ＳＰのパワーの平均値を求める。例えば、操作者が図示しない操作部によってゲイン値の自動設定の指示を与えると、その指示を示す情報が操作部からコントローラ６に出力される。演算部６１は、その指示が与えられたタイミングにおける関心領域に含まれる各サンプル点ＳＰのパワーのうちの最大値、又は各サンプル点ＳＰのパワーの平均値を求める。そして、演算部６１は、パワーの最大値又はパワーの平均値をゲイン調整部６３に出力する。 For example, the operator refers to a B-mode image displayed on the display unit 56 and designates a region of interest (ROI) on the B-mode image using an operation unit (not shown). When the region of interest is specified by the operator, position information indicating the position of the region of interest is output to the controller 6 from an operation unit (not shown). The calculation unit 61 receives position information indicating the position of the region of interest output from the operation unit (not shown), and obtains the maximum value among the powers of the sample points SP included in the region of interest at a certain time. Or the calculating part 61 calculates | requires the average value of the power of each sample point SP contained in the region of interest in a certain time. For example, when the operator gives an instruction to automatically set the gain value through an operation unit (not shown), information indicating the instruction is output from the operation unit to the controller 6. The calculation unit 61 obtains the maximum value of the powers of the sample points SP included in the region of interest at the timing when the instruction is given or the average value of the powers of the sample points SP. Then, the calculation unit 61 outputs the maximum power value or the average power value to the gain adjustment unit 63.

ゲイン調整部６３は、パワーの最大値が予め設定された所定範囲内に含まれるように、自己相関演算部４３に設定されるゲイン値を制御する。この最大値の所定範囲を示す情報は、メモリ６２に予め記憶されている。パワーの最大値の所定範囲は、オーバーペイントが発生せずにカラードプラ像が操作者にとって見やすく表示される範囲であり、予め決定されている。 The gain adjusting unit 63 controls the gain value set in the autocorrelation calculating unit 43 so that the maximum value of power is included in a predetermined range set in advance. Information indicating the predetermined range of the maximum value is stored in the memory 62 in advance. The predetermined range of the maximum power value is a range in which a color Doppler image is displayed in an easy-to-view manner for the operator without overpainting, and is determined in advance.

ゲイン調整部６３は、パワーの最大値が所定範囲の下限値よりも低い場合には、自己相関演算部４３に設定されるゲイン値を上げる。例えば、ゲイン調整部６３は、所定範囲の中央値とパワーの最大値との差分を求め、その差分に比例して、自己相関演算部４３に設定されているゲイン値を上げる。具体的には、ゲイン調整部６３は、差分に比例してゲイン値を上げるための制御値を自己相関演算部４３に出力する。自己相関演算部４３は、その制御値に従ってゲイン値を上げて、ＭＴＩフィルタ４２ａ、４２ｂから出力される血流成分（高周波成分）を増幅し、周波数解析を行うことでドプラ偏移周波数ｆｄを求める。 The gain adjustment unit 63 increases the gain value set in the autocorrelation calculation unit 43 when the maximum power value is lower than the lower limit value of the predetermined range. For example, the gain adjusting unit 63 obtains a difference between the median value of the predetermined range and the maximum value of the power, and increases the gain value set in the autocorrelation calculating unit 43 in proportion to the difference. Specifically, the gain adjustment unit 63 outputs a control value for increasing the gain value in proportion to the difference to the autocorrelation calculation unit 43. The autocorrelation calculation unit 43 increases the gain value according to the control value, amplifies the blood flow component (high frequency component) output from the MTI filters 42a and 42b, and obtains the Doppler shift frequency fd by performing frequency analysis. .

一方、ゲイン調整部６３は、パワーの最大値が所定範囲の上限値よりも高い場合には、自己相関演算部４３に設定されるゲイン値を下げる。例えば、ゲイン調整部６３は、所定範囲の中央値とパワーの最大値との差分を求め、その差分に比例して、自己相関演算部４３に設定されている現在のゲイン値を下げる。具体的には、ゲイン調整部６３は、差分に比例してゲイン値を下げるための制御値を自己相関演算部４３に出力する。自己相関演算部４３は、その制御値に従ってゲイン値を下げて血流成分を増幅し、周波数解析を行うことでドプラ偏移周波数ｆｄを求める。 On the other hand, the gain adjustment unit 63 decreases the gain value set in the autocorrelation calculation unit 43 when the maximum power value is higher than the upper limit value of the predetermined range. For example, the gain adjustment unit 63 obtains a difference between the median value of the predetermined range and the maximum value of the power, and decreases the current gain value set in the autocorrelation calculation unit 43 in proportion to the difference. Specifically, the gain adjustment unit 63 outputs a control value for decreasing the gain value in proportion to the difference to the autocorrelation calculation unit 43. The autocorrelation calculation unit 43 obtains the Doppler shift frequency fd by lowering the gain value according to the control value to amplify the blood flow component and performing frequency analysis.

また、ゲイン調整部６３は、パワーの最大値が所定範囲内に含まれている場合には、自己相関演算部４３に設定されるゲイン値を変えない。 Further, the gain adjustment unit 63 does not change the gain value set in the autocorrelation calculation unit 43 when the maximum power value is included in the predetermined range.

また、演算部６１によってパワーの平均値が求められた場合には、ゲイン調整部６３は、パワーの平均値が予め設定された所定範囲内に含まれるように、自己相関演算部４３に設定されるゲイン値を制御する。この平均値の所定範囲を示す情報は、メモリ６２に予め記憶されている。パワーの平均値の所定範囲は、オーバーペイントが発生せずにカラードプラ像が操作者にとって見やすく表示される範囲であり、予め決定されている。 When the average power value is obtained by the calculation unit 61, the gain adjustment unit 63 is set in the autocorrelation calculation unit 43 so that the average power value is included in a predetermined range. To control the gain value. Information indicating the predetermined range of the average value is stored in the memory 62 in advance. The predetermined range of the average value of power is a range in which a color Doppler image is displayed in an easy-to-view manner for the operator without overpainting, and is determined in advance.

ゲイン調整部６３は、パワーの平均値が所定範囲の下限値よりも低い場合には、自己相関演算部４３に設定されるゲイン値を上げる。例えば、ゲイン調整部６３は、所定範囲の中央値とパワーの平均値との差分を求め、その差分に比例して、自己相関演算部４３に設定されているゲイン値を上げる。具体的には、ゲイン調整部６３は、差分に比例してゲイン値を上げるための制御値を自己相関演算部４３に出力する。自己相関演算部４３は、その制御値に従ってゲイン値を上げて、ＭＴＩフィルタ４２ａ、４２ｂから出力される血流成分（高周波成分）を増幅し、周波数解析を行うことでドプラ偏移周波数ｆｄを求める。 The gain adjustment unit 63 increases the gain value set in the autocorrelation calculation unit 43 when the average power value is lower than the lower limit value of the predetermined range. For example, the gain adjusting unit 63 obtains a difference between the median value of the predetermined range and the average value of the power, and increases the gain value set in the autocorrelation calculating unit 43 in proportion to the difference. Specifically, the gain adjustment unit 63 outputs a control value for increasing the gain value in proportion to the difference to the autocorrelation calculation unit 43. The autocorrelation calculation unit 43 increases the gain value according to the control value, amplifies the blood flow component (high frequency component) output from the MTI filters 42a and 42b, and obtains the Doppler shift frequency fd by performing frequency analysis. .

一方、ゲイン調整部６３は、パワーの平均値が所定範囲の上限値よりも高い場合には、自己相関演算部４３に設定されるゲイン値を下げる。例えば、ゲイン調整部６３は、所定範囲の中央値とパワーの平均値との差分を求め、その差分に比例して、自己相関演算部４３に設定されている現在のゲイン値を下げる。具体的には、ゲイン調整部６３は、差分に比例してゲイン値を下げるための制御値を自己相関演算部４３に出力する。自己相関演算部４３は、その制御値に従ってゲイン値を下げて血流成分を増幅し、周波数解析を行うことでドプラ偏移周波数ｆｄを求める。 On the other hand, the gain adjustment unit 63 decreases the gain value set in the autocorrelation calculation unit 43 when the average power value is higher than the upper limit value in the predetermined range. For example, the gain adjusting unit 63 obtains a difference between the median value of the predetermined range and the average value of the power, and decreases the current gain value set in the autocorrelation calculating unit 43 in proportion to the difference. Specifically, the gain adjustment unit 63 outputs a control value for decreasing the gain value in proportion to the difference to the autocorrelation calculation unit 43. The autocorrelation calculation unit 43 obtains the Doppler shift frequency fd by lowering the gain value according to the control value to amplify the blood flow component and performing frequency analysis.

また、ゲイン調整部６３は、パワーの平均値が所定範囲内に含まれている場合には、自己相関演算部４３に設定されるゲイン値を変えない。 Further, the gain adjusting unit 63 does not change the gain value set in the autocorrelation calculating unit 43 when the average value of the power is included in the predetermined range.

なお、自己相関演算部４３に設定されるゲイン値の最大値を予め決めておいても良い。例えば、ゲイン値の最大値は、オーバーペイントが生じない程度の値とすることが好ましい。この場合、ゲイン調整部６３は、この最大値を上限としてゲイン値を制御する。 Note that the maximum gain value set in the autocorrelation calculation unit 43 may be determined in advance. For example, the maximum gain value is preferably set to a value that does not cause overpainting. In this case, the gain adjustment unit 63 controls the gain value with the maximum value as an upper limit.

従来においては、受信信号に対するゲイン値が小さい場合、血流情報が十分に表示されない問題が生じる。また、受信信号のＳ／Ｎが良い条件では、ゲイン値が高すぎる場合、血流の表示がＢモード画像に多くはみ出して表示されてしまう問題（オーバーペイントの問題）が生じる。そこで、この実施形態では上述したように、自己相関演算部４３の出力信号に基づいてゲイン値の制御を行うことで、オーバーペイントの発生を抑えつつ適切なゲイン値を自動的に設定する。 Conventionally, when the gain value for the received signal is small, there is a problem that blood flow information is not sufficiently displayed. Further, under the condition that the S / N ratio of the received signal is good, if the gain value is too high, there arises a problem that blood flow is displayed in a large amount in the B-mode image (overpaint problem). Therefore, in this embodiment, as described above, the gain value is controlled based on the output signal of the autocorrelation calculation unit 43, so that an appropriate gain value is automatically set while suppressing the occurrence of overpainting.

上述した実施形態では、ゲイン値を自己相関演算部４３に設定しているが、プリアンプ２４や他の部分に与えても良い。また、コントローラ６は、パワー演算部４６によって求められたパワーに限らず、表示処理部５３の出力やマルチプレクサ（ＭＰＸ）５４の出力に基づいてゲイン値を制御しても良い。また、コントローラ６は、平均速度演算部４４によって求められた血流の平均速度や、分散演算部４５によって求められた血流速度の分散値に基づいてゲイン値を制御しても良い。なお、コントローラ６が、この発明の「ゲイン制御手段」の１例に相当する。 In the embodiment described above, the gain value is set in the autocorrelation calculation unit 43, but may be given to the preamplifier 24 and other parts. The controller 6 may control the gain value based on the output of the display processing unit 53 and the output of the multiplexer (MPX) 54 without being limited to the power obtained by the power calculation unit 46. In addition, the controller 6 may control the gain value based on the average blood flow velocity obtained by the average velocity calculator 44 or the variance value of the blood flow velocity obtained by the variance calculator 45. The controller 6 corresponds to an example of “gain control means” of the present invention.

コントローラ６は、ＣＰＵなどの情報処理装置と、ＲＯＭ、ＲＡＭ、ＨＤＤなどの記憶装置とによって構成されていても良い。この場合、記憶装置には、コントローラ６の機能を実行するためのプログラムが記憶されている。このプログラムには、演算部６１の機能を実行するための演算プログラムと、ゲイン調整部６３の機能を実行するためのゲイン調整プログラムとが含まれている。ＣＰＵが各プログラムを実行することで、各部の機能が実行される。 The controller 6 may be configured by an information processing device such as a CPU and a storage device such as a ROM, RAM, or HDD. In this case, a program for executing the function of the controller 6 is stored in the storage device. This program includes a calculation program for executing the function of the calculation unit 61 and a gain adjustment program for executing the function of the gain adjustment unit 63. The function of each unit is executed by the CPU executing each program.

（動作）
次に、この実施形態に係る超音波診断装置による一連の動作について説明する。 (Operation)
Next, a series of operations by the ultrasonic diagnostic apparatus according to this embodiment will be described.

まず、超音波プローブ１と電子走査アナログ部２とよって、予め設定された領域をＢモードスキャンすることで、その領域における被検体の組織を表すＢモード画像を取得する。このＢモード画像は表示部５６に表示される。 First, the ultrasonic probe 1 and the electronic scanning analog unit 2 perform a B-mode scan on a preset region, thereby obtaining a B-mode image representing the tissue of the subject in the region. This B-mode image is displayed on the display unit 56.

操作者は表示部５６に表示されているＢモード画像を参照して、図示しない操作部を用いてＢモード画像上に関心領域（ＲＯＩ）を設定する。関心領域（ＲＯＩ）の位置を示す位置情報が、操作部からコントローラ６に出力される。電子走査アナログ部２はコントローラ６の指示に従って、関心領域（ＲＯＩ）を対象にしてドプラスキャンを実行する。そして、直交位相検波部３とＭＴＩ演算部４とによって、関心領域（ＲＯＩ）におけるパワーなどの血流情報が求められる。表示部５６には、血流情報を表すカラードプラ像とＢモード画像とが重畳して表示される。 The operator refers to the B-mode image displayed on the display unit 56 and sets a region of interest (ROI) on the B-mode image using an operation unit (not shown). Position information indicating the position of the region of interest (ROI) is output from the operation unit to the controller 6. The electronic scanning analog unit 2 performs a Doppler scan on a region of interest (ROI) according to an instruction from the controller 6. The quadrature detection unit 3 and the MTI calculation unit 4 obtain blood flow information such as power in the region of interest (ROI). On the display unit 56, a color Doppler image representing blood flow information and a B-mode image are superimposed and displayed.

そして、操作者が図示しない操作部によってゲイン値の自動設定の指示を与えると、その指示を示す情報が操作部からコントローラ６に出力される。コントローラ６は、その指示が与えられると、電子走査アナログ部２に対して１フレーム分のスキャンを行うことを命令する。電子走査アナログ部２は、コントローラ６の命令に従って、１フレーム分のスキャンを実行する。すなわち、操作者がゲイン値の自動設定の指示を与えたタイミングで、電子走査アナログ部２は１フレーム分のスキャンを実行する。そして、直交位相検波部３とＭＴＩ演算部４とによって、関心領域（ＲＯＩ）におけるパワーなどの血流情報が求められる。 When the operator gives an instruction to automatically set the gain value through an operation unit (not shown), information indicating the instruction is output from the operation unit to the controller 6. When the instruction is given, the controller 6 instructs the electronic scanning analog unit 2 to perform scanning for one frame. The electronic scanning analog unit 2 executes scanning for one frame in accordance with an instruction from the controller 6. That is, at the timing when the operator gives an instruction to automatically set the gain value, the electronic scanning analog unit 2 executes scanning for one frame. The quadrature detection unit 3 and the MTI calculation unit 4 obtain blood flow information such as power in the region of interest (ROI).

演算部６１は、指示が与えられたタイミングにおける関心領域に含まれる各サンプル点ＳＰのパワー（強度）のうちの最大値、又は各サンプル点ＳＰのパワーの平均値を求める。ゲイン調整部６３は、演算部６１によって求められたパワーの最大値又は平均値に基づいて、自己相関演算部４３に設定されるゲイン値を制御する。これにより、血流情報に基づくゲイン値が自己相関演算部４３に設定される。 The calculation unit 61 obtains the maximum value of the power (intensity) of each sample point SP included in the region of interest at the timing when the instruction is given or the average value of the power of each sample point SP. The gain adjustment unit 63 controls the gain value set in the autocorrelation calculation unit 43 based on the maximum value or average value of the power obtained by the calculation unit 61. Thereby, the gain value based on the blood flow information is set in the autocorrelation calculation unit 43.

自己相関演算部４３は、ゲイン調整部６３によって制御されたゲイン値に従って、ＭＴＩフィルタ４２ａ、４２ｂから出力された血流成分（高周波成分）を増幅し、周波数解析を行うことでドプラ偏移周波数ｆｄを求める。 The autocorrelation calculation unit 43 amplifies the blood flow components (high frequency components) output from the MTI filters 42a and 42b according to the gain value controlled by the gain adjustment unit 63, and performs frequency analysis, thereby performing the Doppler shift frequency fd. Ask for.

以上のように、この実施形態に係る超音波診断装置によると、血流情報に基づいて受信信号に対するゲイン値を制御することで、オーバーペイントが生じることなく血流情報を増幅することが可能なゲイン値を自動的に設定することが可能となる。そのことにより、操作者にとって見やすいカラードプラ像を表示することが可能となる。また、ゲイン値が自動的に設定されるため、操作者の負担が軽減されて、診断時間を短縮することが可能となる。 As described above, according to the ultrasonic diagnostic apparatus according to this embodiment, it is possible to amplify blood flow information without causing overpainting by controlling the gain value for the received signal based on the blood flow information. The gain value can be automatically set. As a result, it is possible to display a color Doppler image that is easy for the operator to see. Further, since the gain value is automatically set, the burden on the operator is reduced and the diagnosis time can be shortened.

なお、ゲイン値を制御する場合に、１フレーム分の走査範囲をすべてスキャンすると時間を要するため、電子走査アナログ部２は、その走査範囲の略中央に位置する数本の走査線をスキャンし、コントローラ６は、そのスキャンによって得られたパワー（強度）に基づいてゲイン値を制御しても良い。また、ゲイン値を制御する場合に、電子走査アナログ部２は、複数のフレームをスキャンしても良い。この場合、コントローラ６は、各フレームについてパワー（強度）の最大値又は平均値を求め、さらに、パワーの最大値又は平均値の平均を求め、その平均によってゲイン値を制御する。 When controlling the gain value, since it takes time to scan the entire scanning range for one frame, the electronic scanning analog unit 2 scans several scanning lines located substantially at the center of the scanning range, The controller 6 may control the gain value based on the power (intensity) obtained by the scan. When controlling the gain value, the electronic scanning analog unit 2 may scan a plurality of frames. In this case, the controller 6 obtains a maximum value or average value of power (intensity) for each frame, further obtains an average of the maximum value or average value of power, and controls the gain value based on the average.

［変形例］
次に、上述した実施形態に係る超音波診断装置の変形例について図２を参照して説明する。図２は、変形例に係る超音波診断装置を示すブロック図である。変形例に係る超音波診断装置は、マルチプレクサ（ＭＰＸ）５４の出力に基づいてゲイン値を制御する。変形例に係る超音波診断装置の各部の構成は、上述した実施形態に係る超音波診断装置の構成と同じである。 [Modification]
Next, a modification of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the above-described embodiment will be described with reference to FIG. FIG. 2 is a block diagram illustrating an ultrasonic diagnostic apparatus according to a modification. The ultrasonic diagnostic apparatus according to the modification controls the gain value based on the output of the multiplexer (MPX) 54. The configuration of each part of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the modification is the same as that of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the above-described embodiment.

マルチプレクサ（ＭＰＸ）５４は、カラー情報を含む血流情報を表示処理部５３から受け、Ｂモード画像を第１のＤＳＣ５１から受ける。そして、マルチプレクサ（ＭＰＸ）５４は、各画素における血流情報とＢモード画像の各画素の画素値とに基づいて、各画素に、血流情報又はＢモード画像の画素値のいずれかを選択して割り当てて、Ｄ／Ａ変換器５５に出力する。例えば、マルチプレクサ（ＭＰＸ）５４は、カラー情報を含む血流情報とＢモード画像の画素値とを比べて、血流速度が予め設定された第１の閾値以上で、かつ、Ｂモード画像の画素値（輝度値）が予め設定された第２の閾値未満となる画素については、血流情報を割り当ててＤ／Ａ変換器５５に出力する。一方、マルチプレクサ（ＭＰＸ）５４は、血流情報が割り当てられた画素以外の画素に対しては、Ｂモード画像の画素値を割り当ててＤ／Ａ変換器５５に出力する。すなわち、マルチプレクサ（ＭＰＸ）５４は、血流速度が一定の速度以上（第１の閾値以上）で、かつ、Ｂモード画像の輝度が一定の輝度未満（第２の閾値未満）の領域については、血流情報を割り当てる。血流速度に対する第１の閾値と輝度に対する第２の閾値とは、マルチプレクサ（ＭＰＸ）５４に予め設定されている。なお、血流速度及び輝度に対する閾値（第１の閾値及び第２の閾値）は、撮影対象の部位によって異なる値を設定することが好ましい。マルチプレクサ（ＭＰＸ）５４から出力された情報は、Ｄ／Ａ変換器５５でアナログ化され、表示部５６に表示される。これにより、表示部５６には、Ｂモード画像（白黒像）とカラードプラ像（血流像）とが重畳して表示される。 The multiplexer (MPX) 54 receives blood flow information including color information from the display processing unit 53 and receives a B-mode image from the first DSC 51. The multiplexer (MPX) 54 selects either the blood flow information or the pixel value of the B-mode image for each pixel based on the blood flow information at each pixel and the pixel value of each pixel of the B-mode image. And output to the D / A converter 55. For example, the multiplexer (MPX) 54 compares the blood flow information including color information with the pixel value of the B-mode image, and the blood flow velocity is equal to or higher than a preset first threshold and the pixel of the B-mode image For pixels whose value (luminance value) is less than a preset second threshold, blood flow information is assigned and output to the D / A converter 55. On the other hand, the multiplexer (MPX) 54 assigns the pixel value of the B-mode image to the pixels other than the pixel to which the blood flow information is assigned, and outputs it to the D / A converter 55. That is, the multiplexer (MPX) 54 has a blood flow velocity equal to or higher than a certain velocity (first threshold value or more) and the B-mode image luminance is less than a certain luminance (less than the second threshold value). Assign blood flow information. The first threshold value for the blood flow velocity and the second threshold value for the luminance are preset in the multiplexer (MPX) 54. Note that it is preferable to set different values for the blood flow velocity and the luminance (the first threshold and the second threshold) depending on the region to be imaged. The information output from the multiplexer (MPX) 54 is converted to analog by the D / A converter 55 and displayed on the display unit 56. As a result, the B-mode image (monochrome image) and the color Doppler image (blood flow image) are superimposed and displayed on the display unit 56.

また、マルチプレクサ（ＭＰＸ）５４は、関心領域（ＲＯＩ）において血流情報が割り当てられた各画素（各サンプル点）の血流情報を、コントローラ６の演算部６１に出力する。演算部６１は、上述した実施形態と同様に、関心領域（ＲＯＩ）に含まれる各サンプル点の血流情報のうちの最大値、又は各サンプル点の血流情報の平均値を求める。ゲイン調整部６３は、上述した実施形態と同様に、血流情報の最大値又は平均値が予め設定された所定範囲内に含まれるようにゲイン値を制御する。例えば、ゲイン調整部６３は、所定範囲の中央値と、血流情報の最大値又は平均値との差分を求め、その差分に基づいて、自己相関演算部４３に設定されるゲイン値を制御する。自己相関演算部４３は、ゲイン調整部６３によって制御されたゲイン値に従って血流成分を増幅し、周波数解析を行うことでドプラ偏移周波数ｆｄを求める。 The multiplexer (MPX) 54 outputs blood flow information of each pixel (each sample point) to which blood flow information is assigned in the region of interest (ROI) to the calculation unit 61 of the controller 6. Similar to the embodiment described above, the calculation unit 61 obtains the maximum value of the blood flow information of each sample point included in the region of interest (ROI) or the average value of the blood flow information of each sample point. The gain adjustment unit 63 controls the gain value so that the maximum value or the average value of the blood flow information is included in a predetermined range set in advance, as in the above-described embodiment. For example, the gain adjustment unit 63 obtains a difference between the median value of the predetermined range and the maximum value or average value of the blood flow information, and controls the gain value set in the autocorrelation calculation unit 43 based on the difference. . The autocorrelation calculation unit 43 amplifies the blood flow component according to the gain value controlled by the gain adjustment unit 63, and obtains the Doppler shift frequency fd by performing frequency analysis.

以上のように、マルチプレクサ（ＭＰＸ）５４から出力される血流情報に基づいてゲイン値を制御する場合であっても、オーバーペイントが生じることなく血流情報を増幅することが可能なゲイン値を自動的に設定することが可能となる。そのことにより、操作者によって見やすいカラードプラ像を表示することが可能となる。また、ゲイン値が自動的に設定されるため、操作者の負担が軽減されて、診断時間を短縮することが可能となる。 As described above, even when the gain value is controlled based on the blood flow information output from the multiplexer (MPX) 54, the gain value that can amplify the blood flow information without overpainting is obtained. It can be set automatically. This makes it possible to display a color Doppler image that can be easily viewed by the operator. Further, since the gain value is automatically set, the burden on the operator is reduced and the diagnosis time can be shortened.

１超音波プローブ
２電子走査アナログ部
３直交位相検波部
４ＭＴＩ演算部
５表示ユニット
６コントローラ
４３自己相関演算部
４４平均速度演算部
４５分散演算部
４６パワー演算部
６１演算部
６２メモリ
６３ゲイン調整部 DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 Ultrasonic probe 2 Electronic scanning analog part 3 Quadrature detection part 4 MTI calculation part 5 Display unit 6 Controller 43 Autocorrelation calculation part 44 Average speed calculation part 45 Dispersion calculation part 46 Power calculation part 61 Calculation part 62 Memory 63 Gain adjustment part

Claims

被検体内における複数の観測点に対して超音波を送受信することでドプラスキャンを行うスキャン手段と、
前記ドプラスキャンによって取得された前記複数の観測点における受信信号を、ゲイン値に従って増幅して周波数解析を行うことで、各観測点における運動体のドプラ偏移データを求めるドプラ偏移データ演算手段と、
前記ドプラ偏移データに基づいて前記運動体の運動情報を求める運動情報生成手段と、
前記運動体の運動情報を表示手段に表示させる表示制御手段と、
前記運動体の運動情報に基づいて、前記ドプラ偏移データ演算手段に設定される前記ゲイン値を制御するゲイン制御手段と、
前記各手段を制御する制御手段と、
前記制御手段に動作指示を与える操作部と、を有し、
前記制御手段は、前記操作部から前記ゲイン値の制御指示情報を受けると、前記スキャン手段に、被検体内における走査範囲の略中央に位置する数本の走査線をスキャンさせること、
を特徴とする超音波診断装置。 Scanning means for performing Doppler scanning by transmitting and receiving ultrasonic waves to and from a plurality of observation points in the subject;
Doppler shift data calculating means for obtaining the Doppler shift data of the moving body at each observation point by performing frequency analysis by amplifying the received signals at the plurality of observation points acquired by the Doppler scan according to the gain value; ,
Motion information generating means for determining motion information of the moving body based on the Doppler shift data;
Display control means for displaying exercise information of the moving body on a display means;
Gain control means for controlling the gain value set in the Doppler shift data calculation means based on the movement information of the moving body;
Control means for controlling each means;
An operation unit for giving an operation instruction to the control means,
When the control means receives the control instruction information for the gain value from the operation unit, the control means causes the scanning means to scan several scanning lines located at substantially the center of the scanning range in the subject.
An ultrasonic diagnostic apparatus characterized by the above.

前記ゲイン制御手段は、前記被検体に対して予め設定された関心領域に含まれる各観測点の運動情報の平均値を求め、前記平均値が予め設定された所定範囲内に含まれるように前記ゲイン値を制御することを特徴とする請求項１に記載の超音波診断装置。 The gain control means obtains an average value of motion information of each observation point included in a region of interest set in advance for the subject, and the average value is included in a predetermined range set in advance. The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1, wherein the gain value is controlled.

前記ゲイン制御手段は、前記運動情報の平均値と、前記所定範囲内に含まれる所望の値との差分を求め、前記差分に基づいて前記ゲイン値を制御することを特徴とする請求項２に記載の超音波診断装置。 The gain control means obtains a difference between an average value of the exercise information and a desired value included in the predetermined range, and controls the gain value based on the difference. The ultrasonic diagnostic apparatus as described.

前記ゲイン制御手段は、前記被検体に対して予め設定された関心領域に含まれる各観測点の運動情報のうちの最大値を求め、前記最大値が予め設定された所定範囲内に含まれるように前記ゲイン値を制御することを特徴とする請求項１に記載の超音波診断装置。 The gain control means obtains a maximum value of motion information of each observation point included in a region of interest set in advance for the subject, and the maximum value is included in a predetermined range set in advance. The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1, wherein the gain value is controlled.

前記ゲイン制御手段は、前記運動情報の最大値と、前記所定範囲内に含まれる所望の値との差分を求め、前記差分に基づいて前記ゲイン値を制御することを特徴とする請求項４に記載の超音波診断装置。 The gain control means obtains a difference between a maximum value of the exercise information and a desired value included in the predetermined range, and controls the gain value based on the difference. The ultrasonic diagnostic apparatus as described.