JPH02107241A - Ultrasonic diagnostic apparatus - Google Patents
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Abstract
Description
【発明の詳細な説明】
［発明の目的］
（産業上の利用分野）
本発明は、超音波のドプラ効果を利用して被検体内の血
流情報を求め、これを表示して診断に供するようにした
超音波診断装置に関する。[Detailed Description of the Invention] [Objective of the Invention] (Industrial Application Field) The present invention utilizes the Doppler effect of ultrasound to obtain blood flow information within a subject, and displays this information for diagnosis. The present invention relates to an ultrasonic diagnostic apparatus configured as described above.
（従来の技術）
超音波ドプラ法とパルス反射法とを併用することによっ
て一つの超音波プローブで血流情報と断層像（白黒Ｂモ
ード像）情報を得、この断層像に重ねて血流情報をアル
タイムでカラー表示するようにした超音波診断装置が知
られている。このような装置によって血流速度を測定す
る場合の動作原理は次の通りでおる。(Prior art) By using the ultrasound Doppler method and pulse reflection method together, blood flow information and tomographic image (black and white B mode image) information are obtained with one ultrasound probe, and blood flow information is superimposed on this tomographic image. Ultrasonic diagnostic equipment that displays images in color in real time is known. The operating principle for measuring blood flow velocity with such a device is as follows.
すなわち、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波すると、この超音波ビームの中心
周波数ｆｃは流動する血球によって散乱されドプラ偏移
を受けて周波数ｆｄだけ変化して、この受波周波数ｆは
ｆ＝ｆｃ ＋ｆｄとなる。このとき周波数ｆｃ、ｆｄは
次式のように示される。In other words, when an ultrasonic pulse is transmitted to the blood flow flowing inside a living body, the center frequency fc of this ultrasonic beam is scattered by the flowing blood cells and undergoes Doppler shift, changing by the frequency fd. Therefore, this reception frequency f becomes f=fc+fd. At this time, the frequencies fc and fd are expressed by the following equations.
し
ここで、Ｖ：血流速度
θ：超音波ビームと血管とのなす角度
Ｃ：音速
従って、ドプラ偏移ｆｄを検出することによって血流速
度■を得ることができる。Here, V: Blood flow velocity θ: Angle between the ultrasound beam and the blood vessel C: Sound velocity Therefore, by detecting the Doppler shift fd, the blood flow velocity ■ can be obtained.
このようにして得られた血流速度■の２次元画像表示は
次のように行われる。先ず第８図のように超音波プロー
ブ１から被検体に対してＡ、Ｂ。A two-dimensional image display of the blood flow velocity (2) obtained in this manner is performed as follows. First, as shown in FIG. 8, the ultrasound probe 1 moves A and B toward the subject.
Ｃ２・・・方向に順次超音波パルスを送波してセクタ（
又はリニア〉スキャンを行うにあたり、第９図の構成の
装置によってその超音波パルスのスキャン制御が行われ
る。Ultrasonic pulses are sequentially transmitted in the direction of C2... to the sector (
In performing a linear scan, the ultrasonic pulse is scan controlled by the apparatus having the configuration shown in FIG.
最初に六方向に数回超音波パルスが送波されると、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
同一プローブ１によって受波され、電気信号に変換され
て受信回路２に送られる。When ultrasound pulses are first transmitted several times in six directions, the echo signals that are Doppler-shifted and reflected by the blood flow within the subject are received by the same probe 1, converted into electrical signals, and then received. Sent to circuit 2.
次に位相検波回路３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波方向に設
けられた例えば２５６個のサンプル点ごとにとらえられ
る。各サンプル点でとらえられたドプラ偏移信号は周波
数分析器４で周波数分析され、Ｄ、Ｓ、Ｃ（ディジタル
・スキャン・コンバータ）５に送られここで走査変換さ
れた後に、表示部６に送出され六方向の血流分布像が２
次元画像としてリアルタイムで表示される。Next, the phase detection circuit 3 detects the Doppler shift signal. This Doppler shift signal is captured at each of, for example, 256 sample points provided in the transmission direction of the ultrasound pulse. The Doppler shift signal captured at each sample point is frequency-analyzed by a frequency analyzer 4, sent to D, S, and C (digital scan converters) 5, where it is scan-converted, and then sent to a display unit 6. The blood flow distribution images in six directions are 2
Displayed in real time as a dimensional image.
以下Ｂ、Ｃ，・・・の各方向に対しても同様な動作が繰
り返されて、各スキャン方向に対応した血流分布像が表
示されることになる。Similar operations are repeated for each direction B, C, . . . , and blood flow distribution images corresponding to each scan direction are displayed.
ところで、血流分布像情報の収集は第２図に示すように
、レートパルスのタイミングで行われ、複数レート分の
情報によって血流分布像の１ラスタが形成される。尚、
白黒Ｂモード像情報の収集タイミングを省略しているが
、実際の装置では、白黒Ｂモード像情報の数ラスタを得
る毎に、血流分布像の１ラスタ上の情報を収集するよう
にしている。By the way, as shown in FIG. 2, blood flow distribution image information is collected at the timing of rate pulses, and one raster of the blood flow distribution image is formed by information for a plurality of rates. still,
Although the timing of collecting the black-and-white B-mode image information is omitted, in the actual device, information on one raster of the blood flow distribution image is collected every time several rasters of black-and-white B-mode image information are obtained. .
一方、血流分布像と共に第６図に示すような血流パター
ンをリアルタイムで表示する場合がある。On the other hand, a blood flow pattern as shown in FIG. 6 may be displayed in real time together with a blood flow distribution image.
この血流パターンは、サンプルゲート設定部位でのドプ
ラ偏移周波数をＦＦＴ（高速フーリエ変換）することに
より求められる。This blood flow pattern is obtained by performing FFT (fast Fourier transform) on the Doppler shift frequency at the sample gate setting site.
しかし、この血流パターンでは、血流の１方向」をゼロ
レベルの１上下方向」により、「速度」をゼロレベルか
らの「距離」により、「乱れ具合」をパターンの「幅」
により、「血流パワー」を「輝度」によりそれぞれ表わ
しており、血流速度。However, in this blood flow pattern, one direction of blood flow is defined as 1 direction above and below the zero level, the velocity is defined as the distance from the zero level, and the degree of turbulence is defined as the width of the pattern.
Accordingly, "blood flow power" is expressed by "luminance", and blood flow velocity.
血流パワー、分散の時間的変化を定量的に把握するのは
困難である。It is difficult to quantitatively understand temporal changes in blood flow power and dispersion.
また、上記血流パターンを得る部位、すなわちサンプル
ゲート設定位置の変更は、表示画像フリーズ前に行われ
なければならず、フリーズ後においてサンプルゲートの
設定位置を変更したい場合が生じてもこれに対処できな
い。In addition, changing the part where the blood flow pattern is obtained, that is, the sample gate setting position, must be done before the displayed image is frozen, and even if it is necessary to change the sample gate setting position after freezing, this can be handled. Can not.
更に、血流分布像と共に血流パターンを表示する場合に
は、血流分布像情報の他に血流パターン形成のための情
報を収集しなければならないから、この場合の収集タイ
ミングは第３図に示すようになる。すなわら、血流分布
像情報収集と血流パターン情報収集とがレート毎に交互
に繰り返されることになる。この結果、血流分布像情報
収集において超音波の繰返し周波数が第２図の場合に比
して１／２となり、折返し周波数も１／２となるため、
高速血流に対するイメージング能力がその分低下する。Furthermore, when displaying the blood flow pattern together with the blood flow distribution image, information for forming the blood flow pattern must be collected in addition to the blood flow distribution image information, so the collection timing in this case is as shown in Figure 3. It becomes as shown in . In other words, blood flow distribution image information collection and blood flow pattern information collection are alternately repeated at each rate. As a result, when collecting blood flow distribution image information, the repetition frequency of the ultrasound wave becomes 1/2 compared to the case shown in Fig. 2, and the aliasing frequency also becomes 1/2.
Imaging ability for high-speed blood flow is correspondingly reduced.
また、第２図の場合に比してフレームレートが１／２に
低下するので、血流分布像のリアルタイム性が悪くなる
。Furthermore, since the frame rate is reduced to 1/2 compared to the case of FIG. 2, the real-time performance of the blood flow distribution image deteriorates.
（発明が解決しようとする課題）
上述したように従来装置においては、血流速度、血流パ
ワー、分散の時間的変化を定量的に把握できないという
欠点がある。(Problems to be Solved by the Invention) As described above, the conventional apparatus has the drawback that it is not possible to quantitatively grasp temporal changes in blood flow velocity, blood flow power, and dispersion.
そこで本発明は上記の欠点を除去するもので、その目的
とするところは、血流速度、血流パワー分散の時間的変
化を定量的に把握することができる画像表示を可能とし
た超音波診断装置を提供することにある。Therefore, the present invention aims to eliminate the above-mentioned drawbacks, and its purpose is to provide an ultrasonic diagnosis that enables image display that can quantitatively grasp temporal changes in blood flow velocity and blood flow power dispersion. The goal is to provide equipment.
し発明の構成］
（課題を解決するための手段）
本発明は、被検体に向けて送波した超音波の反射成分に
基づいて被検体のＢモード情報及び血流分布像上報を得
る超音波診断装置において、被検体の８モード像及び血
流分布像上でサンプルボリュウムを設定するサンプルボ
リュウム設定手段と、この手段によって設定されたサン
プルボリュウムが存在する被検体深さ方向１ラインにつ
いての血流速度モード情報の収集制御を行う情報収集制
御手段と、収集された血流速度モード情報を記憶する記
憶手段と、この手段の記憶内容に基づいて前記被検体深
さ方向１ライン中の任意点での血流速度モードの時間的
変化を表示する表示手段とを有するものである。[Structure of the Invention] (Means for Solving the Problems) The present invention provides an ultrasound system that obtains B-mode information and blood flow distribution image reports of a subject based on reflected components of ultrasound waves transmitted toward the subject. In a sonographic diagnostic apparatus, there is a sample volume setting means for setting a sample volume on an 8-mode image and a blood flow distribution image of a subject, and a sample volume setting means for setting a sample volume on an 8-mode image and a blood flow distribution image of a subject; an information collection control means for controlling the collection of flow velocity mode information; a storage means for storing the collected blood flow velocity mode information; and an arbitrary point in one line in the depth direction of the subject based on the stored contents of this means. and display means for displaying temporal changes in blood flow velocity mode.
（作 用）
前記サンプルボリュウム設定手段によってサンプルボリ
ュウムが設定されると、このサンプルボリュウムが存在
する被検体深さ方向１ラインについての血流速度モード
情報の収集が前記情報収集制御手段によって制御され、
この制御により得られた血流速度モード情報が記憶手段
に記憶される。そして、この記憶手段の記憶内容に基づ
いて被検体深さ方向１ライン中の任意点での血流速度モ
ードの時間的変化が前記表示手段に表示される。(Function) When a sample volume is set by the sample volume setting means, collection of blood flow velocity mode information for one line in the depth direction of the subject in which this sample volume exists is controlled by the information collection control means;
Blood flow velocity mode information obtained through this control is stored in the storage means. Then, based on the stored contents of the storage means, a temporal change in the blood flow velocity mode at an arbitrary point in one line in the depth direction of the subject is displayed on the display means.
この表示は血流速度モードの時間的変化を示すもので１
．これにより、血流速度、血流パワー、分散の時間的変
化を定量的に把握することができる。This display shows temporal changes in blood flow velocity mode.
．． This makes it possible to quantitatively understand temporal changes in blood flow velocity, blood flow power, and dispersion.
ここで、記憶手段内の情報を使用するようにしているの
で、被検体深さ方向１ライン中であれば、フリーズ後で
あってもサンプルボリュウムの位置変更が可能となる。Here, since the information in the storage means is used, the position of the sample volume can be changed even after freezing as long as it is within one line in the depth direction of the subject.
また、被検体深さ方向１ラインについての血流速度モー
ド情報収集制御と血流分布像情報の収集制御とをラスタ
単位で交互に実行することにより、血流分布像情報収集
における超音波の繰返し周波数は血流速度モード情報の
収集を行わない場合に等しく、繰返し周波数が１／２に
低下することはない。よって従来のように高速血流に対
するイメージング能力が低下することはない。In addition, by alternately executing blood flow velocity mode information collection control and blood flow distribution image information collection control for one line in the depth direction of the subject on a raster basis, ultrasonic waves are repeated in blood flow distribution image information collection. The frequency is the same as when blood velocity mode information is not collected, and the repetition frequency does not decrease to 1/2. Therefore, the imaging ability for high-speed blood flow does not deteriorate as in the conventional case.
更に、血流分布像情報の連続収集ラスタ数に対して血流
速度モード情報の連続収集ラスタ数を減少させることに
より、血流分布像のフレームレートの低下を抑えること
ができ、リアルタイム性を悪化させずに済む。Furthermore, by reducing the number of rasters of blood flow velocity mode information that are continuously collected relative to the number of rasters of blood flow distribution image information that are continuously collected, it is possible to suppress a decrease in the frame rate of blood flow distribution images, which worsens real-time performance. I don't have to let it happen.
（実施例） 第１図は本発明の一実施例を示している。(Example) FIG. 1 shows an embodiment of the invention.
同図に示すように本実施例装置は、電子走査型超音波プ
ローブ（以下、「プローブ」という）１１、電子走査装
置アナログ部１２，９０°移相器２５．ミキサ２４ａ、
２４ｂ、ｏ−パスフィルタ ２６ａ、 ２６ｂ、
ＭＴ Ｉ （Ｍｏｖｉｎｇ 丁ａｒｇｅｔｌｎｄ
ｌ Ｃａｔｅｒ）演痺部２７． ［）、Ｓ、Ｃ（ディ
ジタル・スキャン・コンバータ）３４．３５．カラー処
理部３６、マルチプレクサ（ＭＰＸ）３７．Ｄ／Ａ（デ
ィジタル・アナログ）変換部３８２表示部３９を有する
。As shown in the figure, the apparatus of this embodiment includes an electronic scanning type ultrasound probe (hereinafter referred to as "probe") 11, an electronic scanning device analog section 12, a 90° phase shifter 25. mixer 24a,
24b, o-pass filter 26a, 26b,
MT I (Moving argetlnd
l Cater) Paralysis Department 27. [), S, C (digital scan converter) 34.35. Color processing section 36, multiplexer (MPX) 37. It has a D/A (digital/analog) conversion section 382 and a display section 39.
電子走査装置アナログ部１２は、プリアンプ１３、パル
サ１４１発振器１５．デイレイライン１６、加算器１７
．検波器１８から構成されている。The electronic scanning device analog section 12 includes a preamplifier 13, a pulser 141, an oscillator 15. Delay line 16, adder 17
．． It consists of a detector 18.
加算器１７から出力された信号のうち一方は検波器１８
を介してり、Ｓ、Ｃ３４へ送られ、他方はライン３９以
下へ送られる。ライン３９から加えられた信号はす二分
され各々ミキサ２４ａ、２４ｂに加えられる。各ミキサ
２４ａ、２４ｂにはまた９０’移相器２５によって発振
器１５からの基準信号ｆｏが９０”の位相差で加えられ
る。この結果ローパスフィルタ２６ａ、２６ｂにはドア
ラ偏移信＠ｆｄと（２ｆｏ ＋ｆｄ ）信号が入力され
、ローパスフィルタ２６ａ、２６ｂによって高周波数成
分が除去されてドプラ偏移信号ｆｄのみが得られる。こ
れは血流情報演算のための位相検波出力信号となる。One of the signals output from the adder 17 is sent to the detector 18
, and is sent to S and C34, and the other is sent to line 39 and below. The signal applied from line 39 is split into two and applied to mixers 24a and 24b, respectively. A reference signal fo from the oscillator 15 is also applied to each mixer 24a, 24b by a 90' phase shifter 25 with a phase difference of 90''.As a result, the low-pass filters 26a, 26b are supplied with a doorler shift signal @fd and (2fo +fd) signal is input, high frequency components are removed by the low-pass filters 26a and 26b, and only the Doppler shift signal fd is obtained.This becomes a phase detection output signal for calculating blood flow information.
そしてローパスフィルタ２６ａ、２６ｂより出力された
位相検波出力信号がＭＴｒ換算部２７に加えられる。Then, the phase detection output signals outputted from the low-pass filters 26a and 26b are applied to the MTr conversion section 27.
このＭＴＩ演算部２７はＡ／Ｄ変換１２８ａ。This MTI calculation section 27 includes an A/D conversion 128a.
２８ｂ、ＭＴｔ７−ｒシタ２９ａ、２９ｂ、自己相関器
３０、平均速度演算部３１、分散演算部３２、゛パワー
演算部′３３から構成されている。28b, MTt7-r shifters 29a and 29b, an autocorrelator 30, an average velocity calculation section 31, a variance calculation section 32, and a power calculation section '33.
自己相関器３０は周波数分析法の一種であり、２次元の
多点の周波数分析をリアルタイムで行う必要性から用い
られれている。The autocorrelator 30 is a type of frequency analysis method, and is used because it is necessary to perform two-dimensional multi-point frequency analysis in real time.
また、平均速度演算部３１１分散演算部３２及びパワー
演算部３３においては、それぞれ所定の演算実行により
血流速度２分散及びパワーが求められる。Further, in the average velocity calculation unit 311, variance calculation unit 32, and power calculation unit 33, blood flow velocity two variance and power are determined by executing predetermined calculations, respectively.
ＭＴＩ演算部２７の出力はり、Ｓ、Ｃ３５を介してカラ
ー処理部３６に取込まれ、ここでカラー処理が施される
ようになっている。そしてこのカラー処理部３６の処理
出力及び前記り、Ｓ、Ｃ３４の変換出力は、後段に配置
されたＭＰＸ３７及びＤ／Ａ変換部３８を介して表示部
３９に送出されるようになっている。この表示部３９は
ＣＲＴデイスプレィを有して成り、これが本発明におけ
る表示手段の一例である。The output of the MTI calculation section 27 is taken into the color processing section 36 via the S and C35, where it is subjected to color processing. The processing output of the color processing section 36 and the converted outputs of the S and C 34 are sent to the display section 39 via the MPX 37 and the D/A conversion section 38 arranged at the subsequent stage. This display section 39 includes a CRT display, which is an example of display means in the present invention.
ここで、前記り、Ｓ、Ｃ３４及び３５はそれぞれフレー
ムメモリ３４ａ及び３５ａを有して形成されている。こ
のり、Ｓ、Ｃ３５におけるフレームメモリ３５ａが本発
明における記憶手段の一例である。Here, as mentioned above, S, C34 and 35 are formed with frame memories 34a and 35a, respectively. Furthermore, the frame memory 35a in S and C35 is an example of storage means in the present invention.
そして、このり、Ｓ、Ｃ３４，３５，ＭＴＩ演算部２７
、及びアナログ部１２の動作はシステムコントローラ４
０によって制御されるようになっている。And, this Nori, S, C34, 35, MTI calculation section 27
, and the operation of the analog section 12 is controlled by the system controller 4.
It is controlled by 0.
４１は操作卓であり、キーボードやトラックホールを有
して成る。この操作中４１よりの入力情報はシステムコ
ントローラ４０に認識されるようになっている。この操
作中４１の操作により、Ｂモード像及び血流分布像上の
所望部位にサンプルボリュウムを設定することができる
。この操作中４１により、本発明におけるサンプルボリ
ュウム設定手段が形成される。また、この操作中４１に
よりサンプルボリュウムが設定されると、システムコン
トローラ４０は、設定されたサンプルボリュウムが存在
する被検体深さ方向の１ラインについての血流速度モー
ド情報の収集制御を行う。従ってこのシステムコントロ
ーラ４０によって、本発明における情報収集手段が形成
される。具体的にはこのシステムコントローラ４０は、
前記被検体深さ方向１ラインについての血流速度モード
情報収集制御と血流分布像情報収集制御とを超音波ラス
タ単位で交互に実行するようにしている。Reference numeral 41 denotes an operation console, which has a keyboard and a track hole. During this operation, the input information from 41 is recognized by the system controller 40. During this operation, the sample volume can be set at a desired location on the B-mode image and the blood flow distribution image by the operation 41. This operation 41 forms the sample volume setting means in the present invention. Furthermore, when the sample volume is set in step 41 during this operation, the system controller 40 controls the collection of blood flow velocity mode information for one line in the depth direction of the subject where the set sample volume exists. Therefore, this system controller 40 forms the information gathering means in the present invention. Specifically, this system controller 40:
Blood flow velocity mode information collection control and blood flow distribution image information collection control for one line in the depth direction of the subject are alternately executed in units of ultrasound rasters.
ここで上記の血流速度モード情報には、血流速度、血流
パワー、分散の各情報が含まれる。Here, the above-mentioned blood flow velocity mode information includes information on blood flow velocity, blood flow power, and dispersion.
次に上記のように構成された実施例装置の作用について
説明する。Next, the operation of the embodiment device configured as described above will be explained.
システムコントローラ４０の制御下で電子走査装置アナ
ログ部１２により被検体のＢモード像を得るためのスキ
ャンが実行され、このスキャンにより得られたＢモード
情報がり、Ｓ、Ｃ３４により表示系の走査に変換され、
これがＭＰＸ３７．Ｄ／Ａ変換部３８を介して表示部３
９に送出され濃淡表示される。Under the control of the system controller 40, the electronic scanning device analog unit 12 executes a scan to obtain a B-mode image of the subject, and the B-mode information obtained from this scan is converted into a display system scan by the S and C34. is,
This is MPX37. The display unit 3 via the D/A converter 38
9 and displayed in gradation.
このＢモード像情報の数ラスタを得る毎に収集されたド
プラデータは、ミキサ２４ａ、２４ｂ及びローパスフィ
ルタ２６ａ、２６ｂを介してＭＴＩ演算部２７に取込ま
れる。そしてＭＴＩ演算部２７内の平均速度演算部３１
５分散演算部３２゜パワー演算部３３において所定の演
算処理が実行され、その演算結果が［）、Ｓ、Ｃ３５を
介してカラー処理部３６に取込まれる。Doppler data collected every time several rasters of this B-mode image information are obtained is taken into the MTI calculation unit 27 via mixers 24a, 24b and low-pass filters 26a, 26b. And the average speed calculation section 31 in the MTI calculation section 27
5 dispersion calculation unit 32 A predetermined calculation process is executed in the power calculation unit 33, and the calculation result is taken into the color processing unit 36 via [), S, and C35.
そして、このカラー処理部３６により、カラー情報に変
換され、これがＭＰＸ３７．Ｄ／Ａ変換部３８を介して
表示部３９に送出され、上記Ｂモード像上に重畳表示さ
れる。この表示画像をカラー８モード像と称する。第５
図は表示部３９の表示例を示しており、同図中４３がカ
ラーＢモード像である。Then, this color processing section 36 converts it into color information, and this is converted into color information by the MPX 37. The signal is sent to the display section 39 via the D/A converter 38 and displayed in a superimposed manner on the B-mode image. This displayed image is called a color 8-mode image. Fifth
The figure shows an example of the display on the display unit 39, and numeral 43 in the figure is a color B mode image.
そして、操作中４１により血流速度モードが選択され、
更に、カラーＢモード像４３の所望部位に、サンプルボ
リュウム４４が設定されると、システムコントローラ４
０の制御下で、前記サンプルボリュウム４４が存在する
被検体深さ方向の１ライン（これを第５図４５で示す）
についての各深さ毎の血流速度モード情報の収集制御が
行われる。この情報収集制御は、上記のカラーＢモード
像情報収集制御（血流分布像情報収集制御）と超音波ラ
スタ単位で交互に実行される。例えば１ラスタを得るた
めに３レート必要とすると、この場合のタイミングは第
４図のようになる。すなわち、上記両情報収集制陣は、
３レート毎に（１ラスタ毎に）交互に繰返されることに
なる。換言すれば、上記両情報共、１ラスタ分について
は連続して収集されることになる。このような収集によ
れば、従来装置において血流パターン表示に切換えた場
合の如く血流分布像情報収集時の超音波繰返し周波数が
１／２に低下せずに済むから（第２図、第３図参照）、
本実施例装置において血流速度モードに切換えた場合で
も、高速血流に対するイメージング能力が低下すること
はない。Then, during operation 41, the blood flow velocity mode is selected,
Furthermore, when the sample volume 44 is set at a desired part of the color B mode image 43, the system controller 4
0, one line in the depth direction of the subject where the sample volume 44 exists (this is shown in FIG. 5 45).
Collection control of blood flow velocity mode information for each depth is performed. This information collection control is executed alternately with the color B-mode image information collection control (blood flow distribution image information collection control) described above on an ultrasound raster basis. For example, if three rates are required to obtain one raster, the timing in this case is as shown in FIG. In other words, both of the above information gathering systems are
It will be repeated alternately every three rates (every raster). In other words, both of the above information are continuously collected for one raster. According to such collection, the ultrasound repetition frequency when collecting blood flow distribution image information does not decrease to 1/2, which is the case when switching to blood flow pattern display in conventional devices (Fig. 2, (see figure 3),
Even when the apparatus of this embodiment is switched to the blood flow velocity mode, the imaging ability for high-speed blood flow does not deteriorate.
そして、上記のようにして収集された速度モード情報（
血流速度、血流パワー、分散）はり、 Ｓ、 Ｃ３５に
おけるフレームメモリ３５ａに書込まれる。And the speed mode information collected as above (
Blood flow velocity, blood flow power, dispersion) are written to the frame memory 35a at C35.
ここで、前記操作卓４１によって先に設定されたサンプ
ルボリュウム位置に変更がなければ、当該設定位置に対
応する速度モード情報の時間的変化がシステムコントロ
ーラ４０の制御下で表示部３９に表示される。この表示
は例えば第５図において４６で示すようにグラフ表示と
なる。このグラフ４６において横軸は時間であり、縦軸
は血流速度あるいはパワー若しくは分散でおる。血流速
度、血流パワー、分散を個別的に又は任意の組合せで表
示することができ、その表示モード選択は操作卓４１を
介して行うことができる。Here, if there is no change in the sample volume position previously set by the operation console 41, a temporal change in the speed mode information corresponding to the set position is displayed on the display section 39 under the control of the system controller 40. . This display is, for example, a graphical display as shown at 46 in FIG. In this graph 46, the horizontal axis is time, and the vertical axis is blood flow velocity, power, or dispersion. Blood flow velocity, blood flow power, and dispersion can be displayed individually or in any combination, and the display mode selection can be performed via the console 41.
このような速度モード表示によれば、従来の血流パター
ン（第６図参照）と異なり、血流速度。According to such a speed mode display, unlike the conventional blood flow pattern (see Fig. 6), the blood flow velocity.
血流パワー、分散を定量的に把握することができる。Blood flow power and dispersion can be understood quantitatively.
また、カラーＢモード像をフリーズした場合でも、サン
プルボリュウム４４が存在する被検体深さ方向１ライン
４５の速度モード情報がり、 Ｓ、 Ｃ３５内のフレー
ムメモリ３５ａに書込まれているので、操作卓４１より
サンプルボリュウム位置を変更することにより、上記１
ライン４４上の任意の点での速度モード情報を速やかに
表示部３９上に表示することができる。すなわち、フリ
ーズ後のサンプルボリュウム設定位置の変更が可能とな
る。Furthermore, even when the color B mode image is frozen, the velocity mode information for one line 45 in the depth direction of the subject where the sample volume 44 exists is written in the frame memory 35a in the S, C35, so By changing the sample volume position from 41, the above 1.
Speed mode information at any point on the line 44 can be quickly displayed on the display section 39. That is, it is possible to change the sample volume setting position after freezing.
尚、前記フレームメモリ３５ａ内の速度モード情報の１
ライン分全てをカラー処理して表示部３９上に表示する
ことにより、カラー速モード像表示を行うこともできる
。このカラーＭモード像は、通常のＭモード像（白黒像
）に上記のカラー速度モード像が重畳されたものであり
、第５図において４７で示すように表示される。Note that 1 of the speed mode information in the frame memory 35a
Color speed mode image display can also be performed by color processing all lines and displaying them on the display section 39. This color M-mode image is a normal M-mode image (monochrome image) overlaid with the above-mentioned color speed mode image, and is displayed as shown at 47 in FIG. 5.
また、第４図の収集タイミングでは、速度モード情報収
集を行わない場合に比してカラーＢモード像（血流分布
像）４３のフレームレートが１／２に低下することにな
るが、これは次のように収集タイミングを変更すること
で改善できる。Furthermore, at the acquisition timing shown in FIG. 4, the frame rate of the color B-mode image (blood flow distribution image) 43 is reduced to 1/2 compared to when velocity mode information is not collected; This can be improved by changing the collection timing as follows.
すなわち、第７図に示すように、血流分布像情報の連続
収集ラスタ数に対して血流速度モード情報の連続収集ラ
スタ数を減少させればよい。第７図では、３レートによ
って１ラスタが形成されるものとし、上記画情報の連続
収集ラスタ数の比率を２＝１としている。勿論、この比
率を３＝１若しくはそれ以上としてもよい。このように
することで、カラーＢモード像のフレームレートの低下
を抑えることができる。尚、この場合、速度モードの時
間分解能が低下するが、それは速度モード情報の補間処
理で対処できる。That is, as shown in FIG. 7, the number of consecutively collected rasters of blood flow velocity mode information may be decreased relative to the number of continuously collected rasters of blood flow distribution image information. In FIG. 7, it is assumed that one raster is formed by three rates, and the ratio of the number of consecutively collected rasters of the image information is 2=1. Of course, this ratio may be 3=1 or more. By doing so, it is possible to suppress a decrease in the frame rate of the color B-mode image. In this case, the time resolution of the speed mode decreases, but this can be dealt with by interpolating the speed mode information.
以上本発明の一実施例について説明したが、本発明は上
記実施例に限定されるものではなく、種々の変形実施が
可能であるのはいうまでもない。Although one embodiment of the present invention has been described above, it goes without saying that the present invention is not limited to the above embodiment, and various modifications can be made.
［発明の効果］
以上詳述したように本発明によれば、次の効果を奏する
。[Effects of the Invention] As detailed above, the present invention provides the following effects.
請求項１記載の装置によれば、血流速度、血流パワー、
分散の時間変化を定量的に把握し得る画像表示が可能と
なる。According to the device according to claim 1, blood flow velocity, blood flow power,
It becomes possible to display images that allow quantitative understanding of temporal changes in dispersion.
また、請求項２及び３記載の装置によれば、上記効果に
加えて、血流速度モード情報収集を行う場合でも血流分
布像情報収集における超音波の繰返し周波数の低下を抑
えることができるという効果を秦する。Further, according to the apparatus according to claims 2 and 3, in addition to the above-mentioned effects, even when collecting blood velocity mode information, it is possible to suppress a decrease in the repetition frequency of ultrasound waves in collecting blood flow distribution image information. Qin effect.
更に、請求項４記載の装置によれば、上記請求項２及び
３記載の装置の効果に加えて、血流速度モード情報収束
を行う場合でも血流分布像情報収束におけるフレームレ
ートの低下を抑えることができるどう効果を秦する。Furthermore, according to the apparatus according to claim 4, in addition to the effects of the apparatuses according to claims 2 and 3, a decrease in frame rate in blood flow distribution image information convergence is suppressed even when blood flow velocity mode information convergence is performed. How can the effect of Qin.
第１図は本発明の一実施例を示すブロック図、第２図及
び第３図は従来装置における情報収集のタイミング図、
第４図及び第７図は本実施例装置における情報収集のタ
イミング図、第５図は本実施例装置における画像表示の
説明図、第６図は従来装置における血流パターン表示の
説明図、第８図及び第９図はそれぞれ従来例を示すスキ
ャンパターン図及びブロック図である。
３５・・・Ｄ、Ｓ、Ｃ。
３５ａ・・・フレームメモリ（記憶手段）、３９・・・
表示部（表示手段）、
４０・・・システムコントローラ
（情報収集制御手段）、
４１・・・操作卓（サンプルボリュウム設定手段）。
第
―喝ｄ
図
第
図
第
図
第
図
第
図FIG. 1 is a block diagram showing an embodiment of the present invention, FIGS. 2 and 3 are timing diagrams of information collection in a conventional device,
4 and 7 are timing diagrams of information collection in the device of this embodiment, FIG. 5 is an explanatory diagram of image display in the device of this embodiment, FIG. 6 is an explanatory diagram of blood flow pattern display in the conventional device, and FIG. 8 and 9 are a scan pattern diagram and a block diagram, respectively, showing a conventional example. 35...D, S, C. 35a... frame memory (storage means), 39...
Display section (display means), 40... System controller (information collection control means), 41... Operation console (sample volume setting means). Figure - d Figure Figure Figure Figure Figure
Claims (4)
いて被検体のＢモード像情報及び血流分布像情報を得る
超音波診断装置において、被検体のＢモード像及び血流
分布像上でサンプルボリュウムを設定するサンプルボリ
ュウム設定手段と、この手段によつて設定されたサンプ
ルボリュウムが存在する被検体深さ方向１ラインについ
ての血流速度モード情報の収集制御を行う情報収集制御
手段と、収集された血流速度モード情報を記憶する記憶
手段と、この手段の記憶内容に基づいて前記被検体深さ
方向１ライン中の任意点での血流速度モードの時間的変
化を表示する表示手段とを有することを特徴とする超音
波診断装置。(1) In an ultrasound diagnostic apparatus that obtains B-mode image information and blood flow distribution image information of a subject based on reflected components of ultrasound waves transmitted toward the subject, the B-mode image and blood flow distribution of the subject are used. A sample volume setting means for setting the sample volume on the image; and an information collection control means for controlling the collection of blood flow velocity mode information for one line in the depth direction of the subject where the sample volume set by this means exists. and storage means for storing the collected blood flow velocity mode information, and displaying temporal changes in the blood flow velocity mode at arbitrary points in one line in the depth direction of the subject based on the stored contents of this means. An ultrasonic diagnostic apparatus comprising: a display means.
ラインについての血流速度モード情報の収集制御と血流
分布像情報の収集制御とを交互に実行する請求項１記載
の超音波診断装置。(2) The information collection control means is configured to
2. The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1, wherein the collection control of blood flow velocity mode information and the collection control of blood flow distribution image information regarding the line are performed alternately.
記各情報の収集制御を交互に実行する請求項２記載の超
音波診断装置。(3) The ultrasound diagnostic apparatus according to claim 2, wherein the information collection control means alternately executes the collection control of each piece of information on an ultrasound raster basis.
前記血流速度モード情報の連続収集ラスタ数を減少させ
た請求項３記載の超音波診断装置。(4) The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 3, wherein the number of consecutively collected rasters of the blood flow velocity mode information is decreased relative to the number of consecutively collected rasters of the blood flow distribution image information.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP26026188A JPH02107241A (en) | 1988-10-14 | 1988-10-14 | Ultrasonic diagnostic apparatus |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP26026188A JPH02107241A (en) | 1988-10-14 | 1988-10-14 | Ultrasonic diagnostic apparatus |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH02107241A true JPH02107241A (en) | 1990-04-19 |
Family
ID=17345594
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP26026188A Pending JPH02107241A (en) | 1988-10-14 | 1988-10-14 | Ultrasonic diagnostic apparatus |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH02107241A (en) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP4929151B2 (en) * | 2004-02-23 | 2012-05-09 | アトラス コプコ エアーパワー，ナームローゼ フェンノートシャップ | Improved machine for bearing lubrication |
-
1988
- 1988-10-14 JP JP26026188A patent/JPH02107241A/en active Pending
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP4929151B2 (en) * | 2004-02-23 | 2012-05-09 | アトラス コプコ エアーパワー，ナームローゼ フェンノートシャップ | Improved machine for bearing lubrication |
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