JPH09154846A - Ultrasonic diagnostic device - Google Patents
Ultrasonic diagnostic deviceInfo
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- JPH09154846A JPH09154846A JP34612595A JP34612595A JPH09154846A JP H09154846 A JPH09154846 A JP H09154846A JP 34612595 A JP34612595 A JP 34612595A JP 34612595 A JP34612595 A JP 34612595A JP H09154846 A JPH09154846 A JP H09154846A
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- data
- frequency
- blood flow
- analysis
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- Length Measuring Devices Characterised By Use Of Acoustic Means (AREA)
- Ultra Sonic Daignosis Equipment (AREA)
Abstract
Description
【０００１】[0001]
【発明の属する技術分野】本発明は、被検体内の診断部
位に対して超音波を送受信し、得られた反射エコー信号
から血流によりドプラ偏移を受けた成分を検出してその
被検体の血流情報を計測し表示する超音波診断装置に関
し、特に上記血流情報を高周波数成分から低周波数成分
まで広帯域で表示し、血流情報の観察及び測定が容易か
つ高精度に行える超音波診断装置に関する。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention transmits and receives ultrasonic waves to and from a diagnostic site in a subject, detects a component subjected to Doppler shift due to blood flow from the obtained reflection echo signal, and detects the subject. The present invention relates to an ultrasonic diagnostic apparatus for measuring and displaying blood flow information, and in particular, an ultrasonic wave that displays the blood flow information in a wide band from a high frequency component to a low frequency component so that observation and measurement of blood flow information can be performed easily and highly accurately. Regarding diagnostic equipment.
【０００２】[0002]
【従来の技術】従来のこの種の超音波診断装置は、図１
０に示すように、被検体内に超音波を送受信する探触子
１と、この探触子１に送信信号を供給すると共に該探触
子１で受信した反射エコー信号を増幅し整相する超音波
送受信部２と、この超音波送受信部２で受信した反射エ
コー信号から血流によりドプラ偏移を受けた成分を検出
すると共に任意の位置及び任意の幅のドプラデータを取
り込み、更にこの取り込んだ信号から不要な高周波成分
及び低周波成分をカットするドプラ検波部３と、このド
プラ検波部３から出力される復調信号から各種血流諸元
のカラードプラ量を演算するカラーフローマッピング演
算部４と、上記ドプラ検波部３から出力される検波信号
を周波数分析とすると共に各周波数成分の輝度レベルを
算出する周波数分析部５と、この周波数分析部５からの
分析データを周波数軸及び時間軸の血流パターンとして
表示すると共に上記カラーフローマッピング演算部４の
出力を生体像と重ね合せて表示する画像表示部６と、上
記各構成要素の動作を制御する中央制御部７と、この中
央制御部７に接続され操作指令を入力する操作パネル８
とを有して成っていた。2. Description of the Related Art A conventional ultrasonic diagnostic apparatus of this type is shown in FIG.
As shown in 0, a probe 1 that transmits and receives ultrasonic waves in the subject, and a transmission signal is supplied to the probe 1 and the reflected echo signal received by the probe 1 is amplified and phased. The ultrasonic transmission / reception unit 2 and the component subjected to the Doppler shift due to the blood flow are detected from the reflected echo signal received by the ultrasonic transmission / reception unit 2 and the Doppler data of an arbitrary position and an arbitrary width are fetched and further fetched. Doppler detection unit 3 that cuts unnecessary high-frequency components and low-frequency components from the H.D. signal, and color flow mapping calculation unit 4 that calculates the color Doppler amount of various blood flow parameters from the demodulated signal output from this Doppler detection unit 3. And a frequency analysis unit 5 for performing frequency analysis on the detection signal output from the Doppler detection unit 3 and calculating the luminance level of each frequency component, and analyzing data from the frequency analysis unit 5 as a frequency analysis. An image display unit 6 for displaying the output of the color flow mapping calculation unit 4 in superimposition with a living body image, and a central control unit 7 for controlling the operation of each of the above-mentioned constituent elements , An operation panel 8 connected to the central control unit 7 for inputting operation commands
It was made up of and.
【０００３】なお、上記ドプラ検波部３は、ドプラ復調
回路９と位相検波回路１０と帯域通過フィルタ１１とか
ら成る。また、周波数分析部５は、サンプルメモリ１２
とＦＦＴ（高速フーリエ変換）演算回路１３とから成
る。そして、上記のような超音波診断装置により被検体
内の任意の診断部位の血流情報を計測し表示する場合の
周波数分析帯域は、パルスドプラモード（ＰＷ）の場合
は超音波の送受信の繰り返し周期（ＰＲＦ）で決定さ
れ、連続波ドプラモード（ＣＷ）の場合は反射波の受信
信号が上記周波数分析部５のサンプルメモリ１２に記憶
される信号帯域で決定されるものであった。このとき、
その周波数分析帯域で分解能が決まると共に、画像表示
帯域も決まっていた。The Doppler detection unit 3 comprises a Doppler demodulation circuit 9, a phase detection circuit 10 and a band pass filter 11. Further, the frequency analysis unit 5 uses the sample memory 12
And an FFT (Fast Fourier Transform) operation circuit 13. The frequency analysis band in the case of measuring and displaying the blood flow information of an arbitrary diagnosis site in the subject by the ultrasonic diagnostic apparatus as described above is the repetition cycle of ultrasonic wave transmission / reception in the pulse Doppler mode (PW). (PRF), and in the case of the continuous wave Doppler mode (CW), the received signal of the reflected wave is determined in the signal band stored in the sample memory 12 of the frequency analysis unit 5. At this time,
The resolution was determined by the frequency analysis band, and the image display band was also determined.
【０００４】[0004]
【発明が解決しようとする課題】しかし、このような従
来の超音波診断装置においては、周波数分析部５の動作
により、高周波数の分析帯域で血流を観察した場合、低
周波数成分の分解能を悪くすることになる。逆に、低周
波数の分析帯域で観察した場合には、高周波数成分を算
出することができないものであった。例えば、分析帯域
１００ＫＨｚにおいて１２８ポイントの高速フーリエ変
換法で周波数分析を行った場合、最小分析データは、 ±５０ＫＨｚ÷(６４−１)＝±０.７９ＫＨｚ となり、これ以下の周波数成分は出力されない。従っ
て、血流パターンとしては表示されないこととなる。こ
れを回避するために、高速フーリエ変換法での分析デー
タ数を増やす方法もあるが、その場合は時間レスポンス
が悪くなり、尾引きの大きい（画像が流れるようになる
こと）ドプラ像になってしまうものであった。このよう
に、上記周波数分析部５の周波数分析において、高周波
数成分と低周波数成分の両立は実用レベルでは不可能で
あった。However, in such a conventional ultrasonic diagnostic apparatus, when the blood flow is observed in the high frequency analysis band by the operation of the frequency analysis unit 5, the resolution of the low frequency component is reduced. It will make you worse. On the contrary, when observed in the low frequency analysis band, the high frequency component could not be calculated. For example, when frequency analysis is performed by the 128-point fast Fourier transform method in the analysis band of 100 KHz, the minimum analysis data is ± 50 KHz ÷ (64-1) = ± 0.79 KHz, and frequency components below this are not output. Therefore, the blood flow pattern is not displayed. In order to avoid this, there is a method to increase the number of analysis data by the fast Fourier transform method, but in that case, the time response becomes poor and the Doppler image with large trailing (image becomes flowing) is formed. It was something that ended up. As described above, in the frequency analysis of the frequency analysis unit 5, it was impossible to achieve both high frequency components and low frequency components at a practical level.
【０００５】また、上記周波数分析部５のＦＦＴ演算回
路１３から出力される分析データの周波数軸（縦軸）は
直線スケールとされていたので、特に低周波数成分はほ
とんど画像が見えないことがあった。例えば、図８は僧
帽弁閉鎖不全症をかかえた心臓の左房のドプラ像を直線
スケールで表示したもので、０Ｈｚの上側に表示されて
いるのは左室流入血流Ｂ1 であり、０Ｈｚの下側に表示
されているのは僧帽弁逆流血流Ｂ2 である。この場合、
左室流入血流Ｂ1 のピーク値は例えば３〜４ＫＨｚであ
り、僧帽弁逆流血流Ｂ2 のピーク値と左室流入血流Ｂ1
のピーク値との差は、個人差もあるが１０倍以上あるこ
ともある。従って、特に低周波数成分のみである左室流
入血流Ｂ1 の血流観察及びピーク値の測定においては、
大きな誤差を含んで測定されるおそれがあった。Further, since the frequency axis (vertical axis) of the analysis data output from the FFT operation circuit 13 of the frequency analysis unit 5 is a linear scale, an image may be hardly seen especially in the low frequency component. It was For example, FIG. 8 shows a Doppler image of the left atrium of a heart with mitral regurgitation on a linear scale, and what is displayed above 0 Hz is the left ventricular inflow blood flow B 1 . Displayed below 0 Hz is the mitral regurgitation blood flow B 2 . in this case,
The peak value of the left ventricular inflow blood flow B 1 is, for example, 3 to 4 KHz, and the peak value of the mitral regurgitation blood flow B 2 and the left ventricle inflow blood flow B 1
The difference from the peak value of 10 may be 10 times or more, although there are individual differences. Therefore, particularly in the blood flow observation and the peak value measurement of the left ventricular inflow blood flow B 1 which is only the low frequency component,
There was a risk of measurement with a large error.
【０００６】そこで、本発明は、このような問題点に対
処し、被検体の血流情報を高周波数成分から低周波数成
分まで広帯域で表示し、血流情報の観察及び測定が容易
かつ高精度に行える超音波診断装置を提供することを目
的とする。Therefore, the present invention addresses such a problem and displays blood flow information of a subject in a wide band from high frequency components to low frequency components, so that observation and measurement of blood flow information are easy and highly accurate. It is an object of the present invention to provide an ultrasonic diagnostic apparatus capable of performing the above.
【０００７】[0007]
【課題を解決するための手段】上記目的を達成するため
に、本発明による超音波診断装置は、被検体内に超音波
を送受信する探触子と、この探触子に送信信号を供給す
ると共に該探触子で受信した反射エコー信号を増幅し整
相する超音波送受信部と、この超音波送受信部で受信し
た反射エコー信号から血流によりドプラ偏移を受けた成
分を検出すると共に任意の位置及び任意の幅のドプラデ
ータを取り込み、更にこの取り込んだ信号から不要な高
周波成分及び低周波成分をカットするドプラ検波部と、
このドプラ検波部から出力される復調信号から各種血流
諸元のカラードプラ量を演算するカラーフローマッピン
グ演算部と、上記ドプラ検波部から出力される検波信号
を周波数分析とすると共に各周波数成分の輝度レベルを
算出する周波数分析部と、この周波数分析部からの分析
データを周波数軸及び時間軸の血流パターンとして表示
すると共に上記カラーフローマッピング演算部の出力を
生体像と重ね合せて表示する画像表示部と、上記各構成
要素の動作を制御する中央制御部と、この中央制御部に
接続され操作指令を入力する操作パネルとを有する超音
波診断装置において、上記周波数分析部内の分析データ
の出力部の後段に、該分析データの周波数軸を対数目盛
のデータに変換するデータ変換手段を設け、このデータ
変換手段からの変換データを上記画像表示部へ送ること
により血流情報の周波数軸を対数目盛で表示するように
したものである。In order to achieve the above object, an ultrasonic diagnostic apparatus according to the present invention supplies a probe for transmitting and receiving ultrasonic waves in a subject and a transmission signal to the probe. Also, an ultrasonic wave transmitting / receiving unit that amplifies and phases the reflected echo signal received by the probe, and a component that has undergone Doppler shift due to blood flow from the reflected echo signal received by this ultrasonic wave transmitting / receiving unit are detected and optionally , And a Doppler detector that cuts unnecessary high-frequency components and low-frequency components from the captured signal.
From the demodulated signal output from the Doppler detection unit, a color flow mapping calculation unit that calculates the color Doppler amount of various blood flow specifications from the demodulated signal, and the detection signal output from the Doppler detection unit are subjected to frequency analysis and An image that displays a frequency analysis unit that calculates the brightness level and the analysis data from this frequency analysis unit as a blood flow pattern on the frequency axis and the time axis, and that displays the output of the color flow mapping operation unit by superimposing it on the biological image. In an ultrasonic diagnostic apparatus having a display unit, a central control unit that controls the operation of each component, and an operation panel that is connected to the central control unit and that inputs operation commands, output of analysis data in the frequency analysis unit Data conversion means for converting the frequency axis of the analysis data into logarithmic scale data is provided in the latter part of the section, and the conversion from this data conversion means is performed. The data is obtained so as to display the frequency axis of the blood flow information on a logarithmic scale by sending to the image display unit.
【０００８】また、上記周波数分析部内の分析データの
出力部とデータ変換手段との間に、上記分析データをデ
ータ変換手段へ送るのと画像表示部へ直接送るのを切り
換える切換スイッチを設け、血流情報の周波数軸を対数
目盛で表示するのと直線スケールで表示するのを切り換
えるようにしてもよい。Further, a changeover switch is provided between the analysis data output section in the frequency analysis section and the data conversion means to switch between sending the analysis data to the data conversion means and directly to the image display section. It is also possible to switch between displaying the frequency axis of the flow information on a logarithmic scale and displaying it on a linear scale.
【０００９】[0009]
【発明の実施の形態】以下、本発明の実施の形態を添付
図面に基づいて詳細に説明する。図１は本発明による超
音波診断装置の実施の形態を示すブロック図である。こ
の超音波診断装置は、被検体内の診断部位に対して超音
波を送受信し、得られた反射エコー信号から血流により
ドプラ偏移を受けた成分を検出してその被検体の血流情
報を計測し表示するもので、図１に示すように、探触子
１と、超音波送受信部２と、ドプラ検波部３と、カラー
フローマッピング（以下「ＣＦＭ」と略称する）演算部
４と、周波数分析部５と、画像表示部６と、中央制御部
７と、操作パネル８とを有して成る。Embodiments of the present invention will be described below in detail with reference to the accompanying drawings. FIG. 1 is a block diagram showing an embodiment of an ultrasonic diagnostic apparatus according to the present invention. This ultrasonic diagnostic apparatus transmits and receives ultrasonic waves to and from a diagnostic site in a subject, detects a component subjected to Doppler shift due to blood flow from the obtained reflected echo signal, and detects blood flow information of the subject. Is measured and displayed, and as shown in FIG. 1, a probe 1, an ultrasonic wave transmitter / receiver 2, a Doppler detector 3, and a color flow mapping (hereinafter abbreviated as “CFM”) calculator 4. A frequency analysis section 5, an image display section 6, a central control section 7, and an operation panel 8 are provided.
【００１０】上記探触子１は、被検体内の診断部位に対
して超音波を送受信するもので、図示省略したがその内
部には、超音波の発生源であると共に反射波を受信する
振動子を有している。超音波送受信部２は、上記探触子
１に送信信号を供給すると共に該探触子１で受信した反
射エコー信号を増幅し整相するもので、図示省略したが
その内部には、送信信号を供給する送波回路と受信信号
を増幅する受波増幅器とこの増幅された信号を整相する
遅延回路及び加算器とそれらを制御する制御回路とを有
している。The probe 1 transmits / receives ultrasonic waves to / from a diagnostic region in a subject. Although not shown, the probe 1 is a vibration source that generates ultrasonic waves and receives reflected waves. Have a child The ultrasonic transmission / reception unit 2 supplies a transmission signal to the probe 1 and amplifies and phases the reflected echo signal received by the probe 1. And a wave receiving amplifier for amplifying a received signal, a delay circuit and an adder for phasing the amplified signal, and a control circuit for controlling them.
【００１１】ドプラ検波部３は、上記超音波送受信部２
で受信した反射エコー信号から血流によりドプラ偏移を
受けた成分を検出すると共に、この検出された血流信号
について被検体内の深度方向に打ち出した超音波ビーム
ライン上の任意の位置及び任意の幅に設定したサンプル
ゲートによりそのドプラデータを取り込み、更にこの取
り込んだ信号から不要な高周波数成分及び低周波数成分
をカットするものである。その内部構造は、図１に示す
ように、パルスドプラにおいては、上記超音波送受信部
２からの反射エコー信号を入力して復調しドプラ偏移を
受けた成分を検出するドプラ復調回路９と、この検出し
た血流信号について所要の深度からの信号のみを取り込
む位相検波回路１０と、この取り込んだ血流信号から体
動成分及び高調波成分等の不要な周波数成分を除去する
帯域通過フィルタ１１とから成る。なお、連続波ドプラ
においては、上記位相検波回路１０をとばして信号処理
するようになっている。The Doppler detector 3 is the ultrasonic wave transmitter / receiver 2
In addition to detecting the component that has undergone the Doppler shift due to the blood flow from the reflected echo signal received at, the detected blood flow signal can be detected at any position on the ultrasonic beam line in the depth direction within the subject and at any position. The Doppler data is taken in by the sample gate set to the width of, and unnecessary high frequency components and low frequency components are further cut from the fetched signal. As shown in FIG. 1, in the internal structure, in pulse Doppler, a Doppler demodulation circuit 9 for inputting the reflected echo signal from the ultrasonic transmission / reception unit 2 and demodulating it and detecting the component subjected to the Doppler shift, From the phase detection circuit 10 that takes in only the signal from the required depth of the detected blood flow signal, and the bandpass filter 11 that removes unnecessary frequency components such as body motion components and harmonic components from the taken blood flow signal. Become. In the continuous wave Doppler, the phase detection circuit 10 is skipped to perform signal processing.
【００１２】ＣＦＭ演算部４は、上記ドプラ検波部３か
ら出力される復調信号から各種血流諸元のカラードプラ
量を演算するもので、速度成分を赤又は青などの色分け
をして表示するためのものである。周波数分析部５は、
上記ドプラ検波部３から出力される検波信号を入力して
周波数分析すると共に各周波数成分の輝度レベルを算出
するものである。その内部構造としては、入力した周波
数分析すべきサンプルデータを記憶しておくサンプルメ
モリ１２と、このサンプルメモリ１２からサンプルデー
タを取り込んで高速フーリエ変換法により周波数分析し
画像データとして出力するＦＦＴ演算回路１３とを有し
ている。そして、画像表示部６は、上記周波数分析部５
から出力される分析データをアナログ信号に変換し、超
音波画像と同期させて周波数軸（縦軸）及び時間軸（横
軸）の血流パターンとして表示するもので、テレビモニ
タから成る。The CFM calculation unit 4 calculates the color Doppler amount of various blood flow parameters from the demodulated signal output from the Doppler detection unit 3, and displays the velocity component by color coding such as red or blue. It is for. The frequency analysis unit 5
The detection signal output from the Doppler detection unit 3 is input for frequency analysis and the brightness level of each frequency component is calculated. As its internal structure, a sample memory 12 for storing the input sample data to be frequency-analyzed, and an FFT arithmetic circuit for fetching the sample data from the sample memory 12, frequency-analyzing it by a fast Fourier transform method, and outputting it as image data 13 and 13. Then, the image display unit 6 includes the frequency analysis unit 5 described above.
The analysis data output from the device is converted into an analog signal and displayed as a blood flow pattern on the frequency axis (vertical axis) and the time axis (horizontal axis) in synchronization with the ultrasonic image, and is composed of a television monitor.
【００１３】また、中央制御部７は、上記各構成要素の
動作を制御するもので、例えばＣＰＵ（中央処理装置）
から成る。さらに、操作パネル８は、上記中央制御部７
に接続され、各種の操作指令を入力するものである。な
お、図１では図示を簡略化しているが、上記ドプラ検波
部３内において、ドプラ復調回路９から出力される復調
信号は複素信号なので、位相検波回路１０及び帯域通過
フィルタ１１は２チャンネル設けられている。The central control unit 7 controls the operation of each of the above components, and is, for example, a CPU (central processing unit).
Consists of Further, the operation panel 8 is the same as the central control unit 7 described above.
Is connected to and inputs various operation commands. Although the illustration is simplified in FIG. 1, since the demodulated signal output from the Doppler demodulation circuit 9 is a complex signal in the Doppler detection unit 3, the phase detection circuit 10 and the band pass filter 11 are provided with two channels. ing.
【００１４】ここで、本発明においては、上記周波数分
析部５内のＦＦＴ演算回路１３の前段にデシメーション
フィルタ１４が設けられると共に、該ＦＦＴ演算回路１
３の後段にデータ変換回路１５が設けられている。上記
デシメーションフィルタ１４は、デジタルオーディオ技
術として確立されているフィルタで、その内部構成は図
２に示すように、ローパスフィルタ演算回路１６とデー
タ間引き回路１７とから成る。このようなデシメーショ
ンフィルタ１４の動作は、例えば±Ｆ0 の帯域を持った
データ列を±Ｆ0 ／２の帯域のデータ列にする場合、上
記ローパスフィルタ演算回路１６で±Ｆ0 ／２以上の周
波数成分をカットし、データ間引き回路１７にてそのデ
ータを２回に１回だけ間引くようにする。このとき、上
記データ間引き回路１７から出力されるデータ列は、最
初のデータ列から見ると半分の数になるが、±Ｆ0 ／２
の帯域のデータ列をつくることとなる。以上のフィルタ
動作により、デシメーションフィルタ１４は、必要とし
ている帯域を持ったデータを次のＦＦＴ演算回路１３へ
送ることができる。Here, in the present invention, the decimation filter 14 is provided in the preceding stage of the FFT operation circuit 13 in the frequency analysis unit 5, and the FFT operation circuit 1 is also provided.
The data conversion circuit 15 is provided in the subsequent stage. The decimation filter 14 is a filter established as a digital audio technique, and its internal configuration is composed of a low-pass filter arithmetic circuit 16 and a data thinning circuit 17, as shown in FIG. The operation of such a decimation filter 14, for example, in the case of a data string having a bandwidth of ± F 0 to data row band of ± F 0/2, ± F 0/2 or more in the low-pass filter operation circuit 16 The frequency component is cut, and the data thinning circuit 17 thins out the data once every two times. At this time, the number of data strings output from the data thinning circuit 17 is half the number seen from the first data string, but ± F 0/2
The data string of the band will be created. By the above filter operation, the decimation filter 14 can send the data having the required band to the next FFT operation circuit 13.
【００１５】また、データ変換回路１５は、上記ＦＦＴ
演算回路１３から出力された分析データを入力してその
周波数軸を対数目盛のデータに変換するデータ変換手段
となるもので、図１の実施形態においては、デシメーシ
ョンフィルタ１４及びＦＦＴ演算回路１３で分割周波数
分析して得られたデータを、周波数の高低の順に並べ換
えると共にデータ補間を行って対数目盛のデータに変換
するようになっている。そして、このデータ変換後の画
像データを前記画像表示部６へ送出するようになってい
る。Further, the data conversion circuit 15 uses the FFT.
It serves as a data conversion means for inputting the analysis data output from the arithmetic circuit 13 and converting the frequency axis thereof into logarithmic scale data. In the embodiment of FIG. 1, the decimation filter 14 and the FFT arithmetic circuit 13 divide the data. The data obtained by frequency analysis is rearranged in the order of high and low frequencies, and data interpolation is performed to convert the data into logarithmic scale data. Then, the image data after the data conversion is sent to the image display unit 6.
【００１６】次に、このように構成された超音波診断装
置における血流情報の表示動作について、図３〜図７を
参照して説明する。ここで示す動作例では、周波数を例
えば３段階に分けて分割周波数分析するものとし、超音
波の送受信の繰り返し周波数（ＰＲＦ）を２００ＫＨｚ
に固定して周波数分析を行なうものとする。そして、図
３に示すように、上記繰り返し周波数が２００ＫＨｚに
固定の場合に得られた原データの帯域は±１００ＫＨｚ
であり、図１に示すデシメーションフィルタ１４のロー
パスフィルタ（Ｌ.Ｐ.Ｆ）のカットオフ周波数を１００
ＫＨｚとし、間引きをなしとすれば、帯域±１００ＫＨ
ｚのデータ列となる。次に、原データに対しデシメーシ
ョンフィルタ１４のローパスフィルタのカットオフ周波
数を１０ＫＨｚとし、間引きを１０回に１回(１／１０)
とすれば、帯域±１０ＫＨｚのデータ列となる。さら
に、原データに対しデシメーションフィルタ１４のロー
パスフィルタのカットオフ周波数を１ＫＨｚとし、間引
きを１００回に１回（１／１００）とすれば、帯域±１
ＫＨｚのデータ列となる。これら３段階に分割したデー
タ列をそれぞれ周波数分析すれば高周波から低周波まで
の分析データが得られる。Next, a display operation of blood flow information in the ultrasonic diagnostic apparatus configured as described above will be described with reference to FIGS. In the operation example shown here, the frequency is divided into, for example, three stages and the divided frequency analysis is performed, and the repetition frequency (PRF) of transmission and reception of ultrasonic waves is 200 KHz.
Frequency analysis shall be performed by fixing to. Then, as shown in FIG. 3, the band of the original data obtained when the repetition frequency is fixed at 200 KHz is ± 100 KHz.
And the cutoff frequency of the low-pass filter (LPF) of the decimation filter 14 shown in FIG.
Bandwidth ± 100KH if KHz and no thinning
It becomes a data string of z. Next, the cutoff frequency of the low-pass filter of the decimation filter 14 is set to 10 KHz with respect to the original data, and the decimation is performed once every 10 times (1/10).
Then, the data string has a band of ± 10 KHz. Further, if the cutoff frequency of the low-pass filter of the decimation filter 14 is set to 1 KHz for the original data and the thinning-out is performed once every 100 times (1/100), the bandwidth is ± 1.
It becomes a data string of KHz. By analyzing the frequency of each of the data strings divided into these three stages, analysis data from high frequency to low frequency can be obtained.
【００１７】この場合、上記分割周波数分析する上で時
系列合わせをしなければならないが、これをウィンドウ
処理時に行う。図１に示す周波数分析部５における周波
数分析は、ＦＦＴ演算回路１３で高速フーリエ変換法に
て行われるが、周期関数であることを前提にデータの分
析がなされるため、分析する最初のデータと最後のデー
タとの不連続性から存在しないはずの高調波成分が現わ
れてしまう。そこで、最初と最後は“０”に近い値を持
つと共に中央付近は“１”に近い値を持つ窓関数を演算
前にかけ合わせることにより、上記データの不連続性に
よる影響を少なくすることができる。この処理をウィン
ドウ処理という。図３に示すように分割周波数分析する
上で時系列のずれは、図４に示すように、上記三つの分
析帯域のウィンドウの中央を合わせることにより解消す
ることができる。In this case, it is necessary to perform time-series matching in the above-mentioned division frequency analysis, but this is performed during the window processing. The frequency analysis in the frequency analysis unit 5 shown in FIG. 1 is performed by the FFT calculation circuit 13 by the fast Fourier transform method, but since the data is analyzed assuming that it is a periodic function, it is the first data to be analyzed. Due to the discontinuity with the last data, harmonic components that should not exist appear. Therefore, by multiplying the window function having a value close to "0" at the beginning and end and a value close to "1" near the center before the calculation, the influence of the discontinuity of the data can be reduced. . This processing is called window processing. As shown in FIG. 4, the time-series deviation in the divided frequency analysis as shown in FIG. 3 can be eliminated by aligning the centers of the three analysis band windows.
【００１８】上記のようにして分割周波数分析が行われ
たら、その後、図１に示すデータ変換回路１５により、
分割周波数分析で得られたデータを周波数の高低順に配
列する。すなわち、図５に示すように、０〜１ＫＨｚの
帯域Ａで得られたデータはそのまま配列し、０〜１０Ｋ
Ｈｚの帯域Ｂで得られたデータは１ＫＨｚ〜10ＫＨｚの
データ部分を使って配列し、０〜１００ＫＨｚの帯域Ｃ
で得られたデータは１０ＫＨｚ〜１００ＫＨｚのデータ
部分を使って配列する。これにより、図５の右側の列に
示すように、０Ｈｚから１００ＫＨｚまで密に配列され
た演算データが得られることになる。After the division frequency analysis is performed as described above, the data conversion circuit 15 shown in FIG.
The data obtained by the divided frequency analysis is arranged in the order of frequency. That is, as shown in FIG. 5, the data obtained in the band A of 0 to 1 KHz is arranged as it is,
The data obtained in the band B of Hz is arranged using the data part of 1 KHz to 10 KHz, and the band C of 0 to 100 KHz is used.
The data obtained in 1. is arranged using the data part of 10 KHz to 100 KHz. As a result, as shown in the right column of FIG. 5, the operation data densely arranged from 0 Hz to 100 KHz can be obtained.
【００１９】その後、上記データ変換回路１５により、
図６に示すように、左側の列に示す直線スケールで配列
したデータを、データ補間処理をすることにより、右側
の列に示す対数スケールで配列したデータ列に変換す
る。これにより、周波数分析されたデータの周波数軸を
対数目盛のデータに変換して、その画像データが画像表
示部６へ送出される。図７は上記画像表示部６の画面に
表示される血流パターンを示しており、周波数軸（縦
軸）が対数目盛で表示されているので、例えば低周波数
成分のみである左室流入血流Ｂ1 も大きく表示されるこ
ととなる。従って、低周波数成分の血流パターンについ
ても、その血流観察及びピーク値の測定が容易かつ高精
度に行える。Thereafter, the data conversion circuit 15 causes
As shown in FIG. 6, the data arranged in the linear scale shown in the left column is converted into the data string arranged in the logarithmic scale shown in the right column by performing data interpolation processing. As a result, the frequency axis of the frequency-analyzed data is converted into logarithmic scale data, and the image data is sent to the image display unit 6. FIG. 7 shows a blood flow pattern displayed on the screen of the image display unit 6, and since the frequency axis (vertical axis) is displayed on a logarithmic scale, for example, the left ventricular inflow blood flow that is only a low frequency component. B 1 is also displayed in a large size. Therefore, it is possible to observe the blood flow and measure the peak value of the blood flow pattern of the low frequency component easily and with high accuracy.
【００２０】図９は第二の実施の形態を示すブロック図
である。この実施の形態は、図１に示す周波数分析部５
内の分析データの出力部であるＦＦＴ演算回路１３とデ
ータ変換手段であるデータ変換回路１５との間に、上記
分析データをデータ変換回路１５へ送るのと画像表示部
６へ直接送るのを切り換える切換スイッチ１８を設け、
血流情報の周波数軸を対数目盛で表示するのと直線スケ
ールで表示するのを切り換えるようにしたものである。
上記切換スイッチ１８は、例えば２接点の切り換えを行
うもので、接点バーを画像表示部６に接続された接点側
へ切り換えることによりＦＦＴ演算回路１３の分析デー
タを直接画像表示部６へ送出し、該接点バーをデータ変
換回路１５に接続された接点側へ切り換えることにより
ＦＦＴ演算回路１３の分析データを上記データ変換回路
１５でデータ変換した後に画像表示部６へ送出するよう
に切り換えるようになっている。これにより、血流情報
の周波数軸を、従来例と同様に直線スケールで表示する
のと、対数目盛で表示するのとを任意に切り換えて観察
することができる。FIG. 9 is a block diagram showing a second embodiment. In this embodiment, the frequency analysis unit 5 shown in FIG.
Between the FFT operation circuit 13 which is the output part of the analysis data and the data conversion circuit 15 which is the data conversion means, switching between sending the above-mentioned analysis data to the data conversion circuit 15 and sending directly to the image display part 6 is switched. A changeover switch 18 is provided,
The frequency axis of blood flow information is switched between a logarithmic scale display and a linear scale display.
The changeover switch 18 switches between two contacts, for example, and switches the contact bar to the contact side connected to the image display unit 6 to directly send the analysis data of the FFT operation circuit 13 to the image display unit 6, By switching the contact bar to the contact side connected to the data conversion circuit 15, the analysis data of the FFT operation circuit 13 is converted by the data conversion circuit 15 and then sent to the image display unit 6. There is. As a result, the frequency axis of the blood flow information can be observed by arbitrarily switching between displaying it on a linear scale and displaying it on a logarithmic scale as in the conventional example.
【００２１】なお、図１及び図９に示す実施形態におい
ては、ＦＦＴ演算回路１３の前段にデシメーションフィ
ルタ１４を設けたものとしたが、本発明はこれに限ら
ず、図３に示す分割周波数分析を行わなくてもよい場合
は、上記デシメーションフィルタ１４は設けなくてもよ
い。In the embodiments shown in FIGS. 1 and 9, the decimation filter 14 is provided before the FFT operation circuit 13, but the present invention is not limited to this, and the division frequency analysis shown in FIG. When it is not necessary to perform the above, the decimation filter 14 may not be provided.
【００２２】[0022]
【発明の効果】本発明は以上のように構成されたので、
周波数分析部内の分析データの出力部の後段に、該分析
データの周波数軸を対数目盛のデータに変換するデータ
変換手段を設け、このデータ変換手段からの変換データ
を画像表示部へ送ることにより血流情報の周波数軸を対
数目盛で表示することができる。これにより、被検体の
血流情報を高周波数成分から低周波数成分まで広帯域で
表示し、血流情報の観察及び測定が容易かつ高精度に行
うことができる。特に、低周波数成分の血流パターンが
従来よりも大きく表示されるので、その血流観察及びピ
ーク値の測定が容易かつ高精度に行うことができる。こ
のことから、測定者に対し定量性の高い血流情報を提供
することができる。Since the present invention is constructed as described above,
A data conversion means for converting the frequency axis of the analysis data into logarithmic scale data is provided after the analysis data output section in the frequency analysis section, and the conversion data from this data conversion means is sent to the image display section. The frequency axis of the flow information can be displayed on a logarithmic scale. Thereby, the blood flow information of the subject can be displayed in a wide band from the high frequency component to the low frequency component, and the blood flow information can be easily observed and measured with high accuracy. In particular, since the blood flow pattern of the low frequency component is displayed larger than in the past, blood flow observation and peak value measurement can be performed easily and with high accuracy. From this, it is possible to provide the measurer with highly quantitative blood flow information.
【図１】本発明による超音波診断装置の実施の形態を示
すブロック図である。FIG. 1 is a block diagram showing an embodiment of an ultrasonic diagnostic apparatus according to the present invention.
【図２】デシメーションフィルタの内部構成を示すブロ
ック図である。FIG. 2 is a block diagram showing an internal configuration of a decimation filter.
【図３】上記デシメーションフィルタの動作例を示す説
明図である。FIG. 3 is an explanatory diagram showing an operation example of the decimation filter.
【図４】分割周波数分析する上で時系列のずれを解消す
る動作を示す説明図である。FIG. 4 is an explanatory diagram showing an operation of eliminating a time-series deviation when performing divided frequency analysis.
【図５】分割周波数分析後のデータ配列の一例を示す説
明図である。FIG. 5 is an explanatory diagram showing an example of a data array after division frequency analysis.
【図６】上記のデータ配列後にデータ変換回路で対数目
盛のデータに変換する動作を示す説明図である。FIG. 6 is an explanatory diagram showing an operation of converting the data into the logarithmic scale data by the data conversion circuit after the data arrangement.
【図７】本発明の超音波診断装置による血流パターンの
表示例を示す説明図である。FIG. 7 is an explanatory diagram showing a display example of a blood flow pattern by the ultrasonic diagnostic apparatus of the present invention.
【図８】従来例の超音波診断装置による血流パターンの
表示例を示す説明図である。FIG. 8 is an explanatory diagram showing a display example of a blood flow pattern by an ultrasonic diagnostic apparatus of a conventional example.
【図９】本発明の第二の実施の形態を示すブロック図で
ある。FIG. 9 is a block diagram showing a second embodiment of the present invention.
【図１０】従来の超音波診断装置を示すブロック図であ
る。FIG. 10 is a block diagram showing a conventional ultrasonic diagnostic apparatus.
１ 探触子 ２ 超音波送受信部 ３ ドプラ検波部 ４ ＣＦＭ演算部 ５ 周波数分析部 ６ 画像表示部 ７ 中央制御部 ８ 操作パネル １３ ＦＦＴ演算回路 １４ デシメーションフィルタ １５ データ変換回路 １８ 切換スイッチ DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 Probe 2 Ultrasonic wave transmitting / receiving section 3 Doppler detection section 4 CFM calculation section 5 Frequency analysis section 6 Image display section 7 Central control section 8 Operation panel 13 FFT calculation circuit 14 Decimation filter 15 Data conversion circuit 18 Changeover switch
Claims (2)
この探触子に送信信号を供給すると共に該探触子で受信
した反射エコー信号を増幅し整相する超音波送受信部
と、この超音波送受信部で受信した反射エコー信号から
血流によりドプラ偏移を受けた成分を検出すると共に任
意の位置及び任意の幅のドプラデータを取り込み、更に
この取り込んだ信号から不要な高周波成分及び低周波成
分をカットするドプラ検波部と、このドプラ検波部から
出力される復調信号から各種血流諸元のカラードプラ量
を演算するカラーフローマッピング演算部と、上記ドプ
ラ検波部から出力される検波信号を周波数分析とすると
共に各周波数成分の輝度レベルを算出する周波数分析部
と、この周波数分析部からの分析データを周波数軸及び
時間軸の血流パターンとして表示すると共に上記カラー
フローマッピング演算部の出力を生体像と重ね合せて表
示する画像表示部と、上記各構成要素の動作を制御する
中央制御部と、この中央制御部に接続され操作指令を入
力する操作パネルとを有する超音波診断装置において、
上記周波数分析部内の分析データの出力部の後段に、該
分析データの周波数軸を対数目盛のデータに変換するデ
ータ変換手段を設け、このデータ変換手段からの変換デ
ータを上記画像表示部へ送ることにより血流情報の周波
数軸を対数目盛で表示するようにしたことを特徴とする
超音波診断装置。1. A probe for transmitting and receiving ultrasonic waves in a subject,
An ultrasonic wave transmitting / receiving unit that supplies a transmission signal to the probe and amplifies and phases the reflected echo signal received by the probe, and Doppler polarization due to the blood flow from the reflected echo signal received by the ultrasonic wave transmitting / receiving unit. The Doppler detection unit that detects the transferred component and captures the Doppler data of any position and any width, and further cuts unnecessary high frequency components and low frequency components from the captured signal, and outputs from this Doppler detection unit Color flow mapping calculation unit that calculates the color Doppler amount of various blood flow specifications from the demodulated signal, and frequency that calculates the luminance level of each frequency component while performing frequency analysis on the detection signal output from the Doppler detection unit The analysis unit and the analysis data from this frequency analysis unit are displayed as a blood flow pattern on the frequency axis and the time axis, and the color flow mapping is performed. An ultrasonic wave having an image display section for displaying the output of the section in superimposition with a biological image, a central control section for controlling the operation of each of the above-mentioned components, and an operation panel connected to the central control section for inputting operation commands. In the diagnostic device,
Data conversion means for converting the frequency axis of the analysis data into logarithmic scale data is provided after the analysis data output section in the frequency analysis section, and the conversion data from the data conversion means is sent to the image display section. The ultrasonic diagnostic apparatus is characterized in that the frequency axis of blood flow information is displayed on a logarithmic scale.
とデータ変換手段との間に、上記分析データをデータ変
換手段へ送るのと画像表示部へ直接送るのを切り換える
切換スイッチを設け、血流情報の周波数軸を対数目盛で
表示するのと直線スケールで表示するのを切り換えるよ
うにしたことを特徴とする請求項１記載の超音波診断装
置。2. A change-over switch for switching between sending the analysis data to the data converting means and directly sending to the image display section is provided between the analysis data output section in the frequency analysis section and the data converting section, The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1, wherein the frequency axis of the flow information is switched between logarithmic scale display and linear scale display.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP34612595A JPH09154846A (en) | 1995-12-12 | 1995-12-12 | Ultrasonic diagnostic device |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP34612595A JPH09154846A (en) | 1995-12-12 | 1995-12-12 | Ultrasonic diagnostic device |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH09154846A true JPH09154846A (en) | 1997-06-17 |
Family
ID=18381306
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP34612595A Pending JPH09154846A (en) | 1995-12-12 | 1995-12-12 | Ultrasonic diagnostic device |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH09154846A (en) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| KR20200070414A (en) * | 2017-11-08 | 2020-06-17 | 후지필름 소노사이트, 인크. | Ultrasound system with high frequency details |
-
1995
- 1995-12-12 JP JP34612595A patent/JPH09154846A/en active Pending
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| KR20200070414A (en) * | 2017-11-08 | 2020-06-17 | 후지필름 소노사이트, 인크. | Ultrasound system with high frequency details |
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