JPH09164141A - Ultrasonic doppler diagnostic apparatus - Google Patents
Ultrasonic doppler diagnostic apparatusInfo
- Publication number
- JPH09164141A JPH09164141A JP32417995A JP32417995A JPH09164141A JP H09164141 A JPH09164141 A JP H09164141A JP 32417995 A JP32417995 A JP 32417995A JP 32417995 A JP32417995 A JP 32417995A JP H09164141 A JPH09164141 A JP H09164141A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- frequency
- transmission
- doppler
- ultrasonic
- transmission frequency
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Granted
Links
Landscapes
- Ultra Sonic Daignosis Equipment (AREA)
- Length Measuring Devices Characterised By Use Of Acoustic Means (AREA)
Abstract
Description
【０００１】[0001]
【発明の属する技術分野】本発明は超音波ドプラ診断装
置、特に超音波の送信周波数（送受信周波数）を可変で
きるパルスドプラ方式又は連続波ドプラ方式の超音波ド
プラ診断装置に関する。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to an ultrasonic Doppler diagnostic apparatus, and more particularly to a pulse Doppler type or continuous wave Doppler type ultrasonic Doppler diagnostic apparatus capable of varying an ultrasonic transmission frequency (transmission / reception frequency).
【０００２】[0002]
【従来の技術】超音波ドプラ診断装置は、超音波を生体
内へ送波し、生体内の運動反射体（血流など）にて反射
された反射波を受波し、これにより運動反射体の運動情
報を表したドプラ画像を表示するものである。2. Description of the Related Art An ultrasonic Doppler diagnostic apparatus transmits an ultrasonic wave into a living body and receives a reflected wave reflected by a moving reflector (such as a bloodstream) in the living body, and thereby a moving reflector. The Doppler image showing the exercise information of the is displayed.
【０００３】パルスドプラ法におけるドプラ画像として
は、パワースペクトラム画像やカラーの二次元ドプラ画
像などが知られている。このパワースペクトラム画像
は、横軸を時間軸とし、縦軸をドプラシフト周波数すな
わち速度とし、各ドプラシフト周波数でのパワーを輝度
の大きさに対応させた画像であり、特定方向かつ特定深
度に設定されたサンプル点からの受信信号を周波数解析
して形成される。二次元ドプラ画像は、生体内二次元領
域の各点のドプラシフト周波数すなわち速度を色相の変
化で表した画像である。Power spectrum images and color two-dimensional Doppler images are known as Doppler images in the pulse Doppler method. This power spectrum image is an image in which the horizontal axis is the time axis, the vertical axis is the Doppler shift frequency, that is, the speed, and the power at each Doppler shift frequency is made to correspond to the magnitude of luminance, and it is set in a specific direction and a specific depth. It is formed by frequency-analyzing the received signal from the sample points. The two-dimensional Doppler image is an image in which the Doppler shift frequency of each point in the two-dimensional region in the living body, that is, the velocity is represented by a change in hue.
【０００４】以上のようなパワースペクトラム画像や二
次元ドプラ画像において、計測可能な最大のドプラシフ
ト周波数ｆd max は正方向及び負方向のそれぞれについ
て送信繰り返し周波数ｆprの１／２で規定される。すな
わち、計測可能な最大のドプラシフト周波数ｆ
d max は、 ｆd max ＝ｆpr／２ …（１） である。これに関し、次の公知の関係式 ｆd ＝（２ｖ・ｃｏｓθ・ｆ0 ）／ｃ …（２） において、ｃｏｓθ＝１、ｆd として（１）式を代入す
れば、解析できる速度の最大ｖmax が次のとおり求ま
る。In the power spectrum image and the two-dimensional Doppler image as described above, the maximum measurable Doppler shift frequency f d max is defined by 1/2 of the transmission repetition frequency f pr in each of the positive direction and the negative direction. That is, the maximum measurable Doppler shift frequency f
d max is f d max = f pr / 2 (1). In this regard, in the following publicly known relational expression f d = (2v · cos θ · f 0 ) / c (2), if cos θ = 1 and f d is substituted for the expression (1), the maximum velocity v that can be analyzed is max is calculated as follows.
【０００５】 ｖmax ＝（ｃ・ｆpr）／（４・ｆ0 ） …（３） ただし、ｆd はドプラシフト周波数であり、ｆ0 は超音
波パルスの中心周波数であり、ｃは超音波の生体内の音
速である。V max = (c · f pr ) / (4 · f 0 ) ... (3) where f d is the Doppler shift frequency, f 0 is the center frequency of the ultrasonic pulse, and c is the ultrasonic frequency. The speed of sound in the body.
【０００６】一方、連続波ドプラ法におけるドプラ画像
としては、スペクトル表示や時間軸上での平均流速の波
形表示などが挙げられる。この連続波ドプラ法におい
て、計測可能な最大のドプラシフト周波数ｆd max は、 ｆd max ＝ｆq ／２ …（４） であることが知られている。よって、解析できる最大の
速度ｖmax は、上記の（３）式同様に、 ｖmax ＝（ｃ・ｆq ）／（４・ｆ0 ） …（５） と求まる。On the other hand, examples of the Doppler image in the continuous wave Doppler method include spectrum display and waveform display of average flow velocity on the time axis. In this continuous wave Doppler method, it is known that the maximum measurable Doppler shift frequency f d max is f d max = f q / 2 (4). Therefore, the maximum speed v max that can be analyzed is obtained as follows: v max = (c · f q ) / (4 · f 0 ) ... (5), as in the above equation (3).
【０００７】従来、パルスドプラ方式及び連続波ドプラ
方式の超音波ドプラ診断装置においては、周波数解析部
の処理に先立って、生体内の低速かつ強反射体（例え
ば、心臓壁）からの不要なエコー（クラッタ）を除去す
るために、低域除去フィルタ（クラッタ除去フィルタ）
が設けられている。従来の低域除去フィルタはアナログ
フィルタで構成され、そのカットオフ周波数ｆhpは固定
的に設定されている。なお、そのカットオフ周波数ｆhp
に相当する速度ｖhpは、次のように求められる。Conventionally, in the ultrasonic Doppler diagnostic apparatus of the pulse Doppler system and the continuous wave Doppler system, unnecessary echoes from low-speed and strong reflectors (for example, heart wall) in the living body are processed prior to the processing of the frequency analysis unit. Low-pass removal filter (clutter removal filter) to remove clutter)
Is provided. The conventional low-pass elimination filter is composed of an analog filter, and its cutoff frequency f hp is fixedly set. The cutoff frequency f hp
The speed v hp corresponding to is calculated as follows.
【０００８】 ｖhp＝（ｃ・ｆhp）／（２・ｆ0 ） …（６）V hp = (c · f hp ) / (2 · f 0 ) ... (6)
【０００９】[0009]
【発明が解決しようとする課題】ところで、超音波診断
装置においては、診断部位に応じて各種の超音波探触子
を接続でき、その際に各超音波探触子に合わせて超音波
の送信周波数ｆ0 を可変設定できる。また、近年、同じ
超音波探触子であっても、操作者がドプラ画像を見なが
ら最適な超音波の送信周波数ｆ0 を自在に可変設定でき
る超音波ドプラ診断装置も提案されている。By the way, in the ultrasonic diagnostic apparatus, various ultrasonic probes can be connected according to the diagnosis region, and at that time, ultrasonic waves are transmitted in accordance with each ultrasonic probe. The frequency f 0 can be variably set. Further, in recent years, even with the same ultrasonic probe, an ultrasonic Doppler diagnostic apparatus has been proposed in which an operator can freely variably set an optimum ultrasonic transmission frequency f 0 while viewing a Doppler image.
【００１０】しかしながら、超音波の送信周波数ｆ0 を
可変すると、上記（２）式から明らかなように、ドプラ
シフト周波数ｆd もそれに比例して変化し、これに起因
してドプラ画像の表示内容が変化してしまうという問題
があった。However, when the ultrasonic transmission frequency f 0 is varied, the Doppler shift frequency f d also changes in proportion to it, as is apparent from the above equation (2), which causes the display content of the Doppler image to change. There was a problem that it would change.
【００１１】つまり、超音波パルスの送信周波数ｆ0 を
上げると、ドプラシフト周波数ｆdは比例して上がる
が、その一方において、ドプラ画像における速度表示レ
ンジは上記（３）式から明らかなように逆に減少してし
まう。また、これとは逆に、超音波パルスの送信周波数
ｆ0 を下げると、ドプラシフト周波数ｆd は比例して下
がるが、その一方において、ドプラ画像における速度表
示レンジは上記（３）式から明らかなように逆に増加し
てしまう。That is, when the transmission frequency f 0 of the ultrasonic pulse is increased, the Doppler shift frequency f d is increased proportionally, but on the other hand, the velocity display range in the Doppler image is reversed as is clear from the equation (3). Will be reduced to. On the contrary, when the transmission frequency f 0 of the ultrasonic pulse is lowered, the Doppler shift frequency f d is reduced in proportion. On the other hand, the velocity display range in the Doppler image is clear from the above formula (3). It will increase on the contrary.
【００１２】このように、送信周波数ｆ0 が変動する
と、血流速度は本来一定であるにもかかわらず、ドプラ
シフト周波数ｆd とドプラ画像における速度表示レンジ
は互いに反比例して変動する。これに関し、表示波形に
着目してみると、表示領域の大きさは固定されているた
め、超音波パルスの送信周波数ｆ0 の増減が波形の拡大
又は縮小として現れる。この問題は、連続波ドプラ法が
適用された場合にも同様に指摘される。As described above, when the transmission frequency f 0 varies, the Doppler shift frequency f d and the velocity display range in the Doppler image vary in inverse proportion to each other, although the blood flow velocity is originally constant. In this regard, focusing on the display waveform, since the size of the display area is fixed, an increase or decrease in the transmission frequency f 0 of the ultrasonic pulse appears as an expansion or contraction of the waveform. This problem is similarly pointed out when the continuous wave Doppler method is applied.
【００１３】また、以上の問題は、低域除去フィルタに
関しても指摘されており、ドプラシフト周波数ｆd が変
動するにもかかわらず、従来の装置ではカットオフ周波
数が固定されており、換言すれば、上記（６）式から明
らかなように、送信周波数ｆ0 を増減させた場合には、
血流速度が変動しなくても、カットオフ周波数に相当す
る速度はそれに反比例して変動してしまい、目的とする
クラッタのみを適切に遮断することが困難であった。The above problem has also been pointed out regarding the low-pass elimination filter. Even though the Doppler shift frequency f d fluctuates, the conventional device has a fixed cutoff frequency. In other words, As is clear from the above equation (6), when the transmission frequency f 0 is increased or decreased,
Even if the blood flow velocity did not fluctuate, the velocity corresponding to the cutoff frequency fluctuated in inverse proportion to it, and it was difficult to properly block only the target clutter.
【００１４】本発明は、上記従来の課題に鑑みなされた
ものであり、その目的は、超音波の送信周波数を可変し
ても、ドプラ画像の表示内容が変化しない、換言すれば
速度表示レンジが変化しない超音波ドプラ診断装置を提
供することにある。The present invention has been made in view of the above conventional problems, and an object thereof is to prevent the display contents of the Doppler image from changing even if the transmission frequency of the ultrasonic waves is changed, in other words, the speed display range. An object is to provide an ultrasonic Doppler diagnostic device that does not change.
【００１５】また、本発明の目的は、可変設定される送
信周波数に連動させて、表示可能な最大のドプラシフト
周波数及び低域除去フィルタの遮断周波数を適応的に可
変できる超音波ドプラ診断装置を提供することにある。Another object of the present invention is to provide an ultrasonic Doppler diagnostic apparatus capable of adaptively varying the maximum displayable Doppler shift frequency and the cutoff frequency of the low-pass elimination filter in association with the transmission frequency that is variably set. To do.
【００１６】[0016]
［パルスドプラ法］上記目的を達成するために、本発明
は、可変設定された超音波パルスの送信周波数ｆ0 を生
成する送信周波数生成手段と、前記生成された送信周波
数ｆ0 と比例関係をもって、超音波パルスの送信繰り返
し周波数ｆprを生成する繰り返し周波数生成手段と、前
記送信周波数ｆ0 の超音波パルスを前記送信繰り返し周
波数ｆprで生体内へ繰り返し送波し、生体内の運度反射
体にて反射された反射波を受波して受信信号を出力する
超音波探触子と、前記受信信号から前記運動反射体のド
プラシフト周波数ｆd を抽出する周波数解析手段と、速
度表示レンジが前記送信周波数ｆ0 に依存しないドプラ
画像を形成する手段であって、前記抽出されたドプラシ
フト周波数ｆd に基づいて前記ドプラ画像を形成するド
プラ画像形成手段と、を含むことを特徴とする。[Pulse Doppler Method] In order to achieve the above object, the present invention provides: a transmission frequency generating means for generating a variable transmission frequency f 0 of an ultrasonic pulse; and a proportional relationship with the generated transmission frequency f 0 . Repetition frequency generating means for generating a transmission repetition frequency f pr of the ultrasonic pulse, and an ultrasonic pulse of the transmission frequency f 0 is repeatedly transmitted into the living body at the transmission repetition frequency f pr to obtain a carrier reflector in the living body. The ultrasonic probe which receives the reflected wave reflected by and outputs the received signal, the frequency analysis means which extracts the Doppler shift frequency f d of the motion reflector from the received signal, and the speed display range a Doppler image forming section for forming the Doppler image based on a means for forming a Doppler image that does not depend on the transmission frequency f 0, the Doppler shift frequency f d of the extracted, Characterized in that it contains.
【００１７】上記構成によれば、超音波パルスの送信周
波数ｆ0 を変化させると、超音波パルスの送信繰り返し
周波数ｆprも比例変化するため、ドプラ画像における速
度表示レンジは維持される。換言すれば、超音波パルス
の送信周波数ｆ0 を変化させると、ドプラシフト周波数
ｆd が比例変化するが、それに連動して計測可能な最大
のドプラシフト周波数ｆd max も比例変化するので、結
局、表示内容は送信周波数ｆ0 によらず不変となる。According to the above arrangement, when the transmission frequency f 0 of the ultrasonic pulse is changed, the transmission repetition frequency f pr of the ultrasonic pulse also changes proportionally, so that the velocity display range in the Doppler image is maintained. In other words, when the transmission frequency f 0 of the ultrasonic pulse is changed, the Doppler shift frequency f d changes proportionally, but the maximum measurable Doppler shift frequency f d max also changes proportionally. The contents are unchanged regardless of the transmission frequency f 0 .
【００１８】ちなみに、パルスドプラ法では、送信繰り
返し周波数ｆprを上げると、測定可能な最大深度も浅く
なってしまい、観測したい計測ポイントの深度によって
は計測困難となるが、公知の手法を適用すれば、そのよ
うな最大深度より深い部位の計測を行うことも可能であ
る。例えば、１回の送受波を１フレームと定義した場合
において、ｎ番目のフレームでの送波に対する反射波を
ｎ＋１番目のフレームで受波すれば最大深度の制約を打
開できる。また、送信繰り返し周波数ｆprを下げると、
いわゆる折り返し現象が起こりやすくなるが、そのよう
な折り返し現象に対しては、それを解消する公知の手法
を適用できる。例えば、ベースラインのシフトなどの手
法を適用してもよい。By the way, in the pulse Doppler method, if the transmission repetition frequency f pr is increased, the maximum measurable depth also becomes shallow, and it becomes difficult to measure depending on the depth of the measurement point to be observed, but if a known method is applied. It is also possible to measure a portion deeper than such a maximum depth. For example, when one transmission / reception is defined as one frame, the maximum depth constraint can be overcome by receiving the reflected wave for the transmission in the nth frame in the (n + 1) th frame. Also, when the transmission repetition frequency f pr is lowered,
A so-called folding phenomenon is likely to occur, and a known method for eliminating such a folding phenomenon can be applied. For example, a technique such as baseline shifting may be applied.
【００１９】本発明の好適な態様では、前記繰り返し周
波数生成手段は、前記送信周波数ｆ0 を１／ｎに分周し
て前記送信繰り返し周波数ｆprを生成する分周器を含
む。In a preferred aspect of the present invention, the repetition frequency generation means includes a frequency divider that divides the transmission frequency f 0 into 1 / n to generate the transmission repetition frequency f pr .
【００２０】上記構成では、送信繰り返し周波数ｆ
prは、送信周波数ｆ0 を１／ｎ分周することにより同期
して生成され、その際にｎとしては整数のみならず非整
数も選択できる。In the above configuration, the transmission repetition frequency f
pr is generated in synchronization by dividing the transmission frequency f 0 by 1 / n, and at this time, not only an integer but also a non-integer can be selected as n.
【００２１】すなわち、本発明では、送信繰り返し周波
数ｆprが送信周波数ｆ0 に対し、 ｆpr＝ｆ0 ／ｎ …（７） のように対応付けられているので、ｆ0 が変化してもそ
れに比例してｆprが変化することになり、ドプラ表示に
おける速度表示レンジを維持でき、従来の波形変動や色
相変化といった問題を解消できる。これは、上記の
（３）式において、仮にｆ0 が２倍になってもｆprが２
倍になれば、ｖmax を維持できることからも理解でき
る。That is, in the present invention, the transmission repetition frequency f pr is associated with the transmission frequency f 0 as follows: f pr = f 0 / n (7) Therefore, even if f 0 changes Since f pr changes in proportion to this, the speed display range in Doppler display can be maintained, and the conventional problems such as waveform fluctuation and hue change can be solved. This is because in the above equation (3), f pr is 2 even if f 0 is doubled.
It can also be understood from the fact that v max can be maintained if it doubles.
【００２２】本発明の好適な態様では、前記周波数解析
に先立って、前記送信繰り返し周波数ｆprを標本化周波
数としつつ前記受信信号の量子化を行う量子化手段と、
前記量子化手段と前記周波数解析手段との間に設けら
れ、前記受信信号に対し低域遮断を行うデジタルフィル
タと、を含む。In a preferred aspect of the present invention, prior to the frequency analysis, quantization means for quantizing the received signal while using the transmission repetition frequency f pr as a sampling frequency,
A digital filter which is provided between the quantizing means and the frequency analyzing means and performs a low-frequency cutoff on the received signal.
【００２３】上記構成において、量子化手段の後段に設
けられたデジタルフィルタのカットオフ周波数は標本化
周波数に比例するものである。この前提の下で、送信繰
り返し周波数ｆprが送信周波数ｆ0 に連動して変化する
と、標本化周波数もそれに連動して変化し、すなわち、
デジタルフィルタのカットオフ周波数も連動変化するこ
とになる。それを速度の面から見ると、送信周波数ｆ0
が変化しても、カットオフ周波数に相当するカットオフ
ポイントでの速度は維持されることになる。In the above arrangement, the cutoff frequency of the digital filter provided after the quantizing means is proportional to the sampling frequency. Under this assumption, when the transmission repetition frequency f pr changes in association with the transmission frequency f 0 , the sampling frequency also changes in association therewith, that is,
The cutoff frequency of the digital filter will also change accordingly. From the perspective of speed, the transmission frequency f 0
Even if is changed, the speed at the cutoff point corresponding to the cutoff frequency is maintained.
【００２４】［連続波ドプラ法］以上の原理は、送信繰
り返し周波数ｆprを標本化周波数ｆq に置き換えて考え
れば、連続波ドプラ法にもそのまま適用できる。[Continuous Wave Doppler Method] The above principle can be applied to the continuous wave Doppler method as it is if the transmission repetition frequency f pr is replaced with the sampling frequency f q .
【００２５】すなわち、上記目的を達成するために、本
発明は、可変設定された超音波の送信周波数ｆ0 を生成
する送信周波数生成手段と、前記生成された送信周波数
ｆ0と比例関係をもって、標本化周波数ｆq を生成する
標本化周波数生成手段と、前記送信周波数ｆ0 の超音波
パルスを生体内へ連続送波し、生体内の運度反射体にて
反射された反射波を受波して受信信号を出力する超音波
探触子と、前記標本化周波数ｆq で前記受信信号の量子
化を行う量子化手段と、前記量子化された受信信号から
前記運動反射体のドプラシフト周波数ｆd を抽出する周
波数解析手段と、速度表示レンジが前記送信周波数ｆ0
に依存しないドプラ画像を形成する手段であって、前記
抽出されたドプラシフト周波数ｆd に基づいて前記ドプ
ラ画像を形成するドプラ画像形成手段と、を含むことを
特徴とする。That is, in order to achieve the above-mentioned object, the present invention provides a transmission frequency generating means for generating a variably set transmission frequency f 0 of ultrasonic waves, and a proportional relationship with the generated transmission frequency f 0 . Sampling frequency generation means for generating a sampling frequency f q, and ultrasonic waves of the transmission frequency f 0 are continuously transmitted into the living body, and the reflected wave reflected by the carrier reflector in the living body is received. An ultrasonic probe for outputting a received signal, a quantizer for quantizing the received signal at the sampling frequency f q , and a Doppler shift frequency f of the motion reflector from the quantized received signal. The frequency analysis means for extracting d and the speed display range have the transmission frequency f 0.
And a Doppler image forming unit that forms the Doppler image based on the extracted Doppler shift frequency f d .
【００２６】また、本発明の好適な態様では、前記標本
化周波数生成手段は、前記送信周波数ｆ0 を１／ｎに分
周して前記標本化周波数ｆq を生成する分周器を含む。Further, in a preferred aspect of the present invention, the sampling frequency generating means includes a frequency divider that divides the transmission frequency f 0 into 1 / n to generate the sampling frequency f q .
【００２７】また、本発明の好適な態様では、前記量子
化手段と前記周波数解析手段との間に設けられ、前記受
信信号に対し低域遮断を行うデジタルフィルタを含む。[0027] In a preferred aspect of the present invention, the digital filter is provided between the quantizing means and the frequency analyzing means and performs a low frequency cutoff on the received signal.
【００２８】なお、パルスドプラ法及び連続波ドプラ法
のいずれにおいても、量子化に先立って、前記受信信号
に対し低域遮断を行うアナログフィルタを設けるのが望
ましい。そのアナログフィルタのカットオフ周波数は、
前記デジタルフィルタのカットオフ周波数が取り得る最
低値よりも低く設定される。すなわち、量子化に先立っ
て、アナログフィルタにより大振幅の低速運動体（主
に、心臓壁）などの信号をできる限り低減すれば、量子
化のダイナミックレンジを有効に活用できる。仮に、デ
ジタルフィルタのカットオフ周波数よりも、アナログフ
ィルタのカットオフ周波数が高いと、送信周波数ｆ0 の
設定値如何によっては有効な血流データがカットされて
しまうことが危惧されるので、デジタルフィルタのクラ
ッタ除去を作用を妨げない範囲内でアナログフィルタを
機能させる。In both the pulse Doppler method and the continuous wave Doppler method, it is desirable to provide an analog filter for performing low-frequency cutoff on the received signal before quantization. The cutoff frequency of the analog filter is
The cutoff frequency of the digital filter is set lower than the lowest possible value. That is, prior to the quantization, the analog filter can reduce the signal of a large-amplitude slow-moving body (mainly the heart wall) as much as possible, so that the dynamic range of the quantization can be effectively utilized. If the cutoff frequency of the analog filter is higher than the cutoff frequency of the digital filter, it is feared that the effective blood flow data may be cut depending on the setting value of the transmission frequency f 0 . Make the analog filter function within the range that does not interfere with clutter removal.
【００２９】[0029]
【発明の実施の形態】図１には、本発明に係る超音波ド
プラ診断装置の好適な実施形態が示されている。図１に
示す超音波ドプラ診断装置はいわゆるパルスドプラ法が
適用された装置である。1 shows a preferred embodiment of an ultrasonic Doppler diagnostic apparatus according to the present invention. The ultrasonic Doppler diagnostic apparatus shown in FIG. 1 is an apparatus to which a so-called pulse Doppler method is applied.
【００３０】図１において、送信周波数発生器１０は、
後述する探触子１１にて生体内へ送波する超音波パルス
の送信周波数（中心周波数）ｆ0 を発生するものであ
る。この送信周波数発生器１０には周波数設定器１２が
接続されており、ユーザーは、この周波数設定器１２を
利用して送信周波数ｆ0 として所望の周波数を可変設定
することができる。発生された送信周波数ｆ0 を示す信
号は送信器１４に供給されている。In FIG. 1, the transmission frequency generator 10 is
The probe 11 to be described later generates a transmission frequency (center frequency) f 0 of the ultrasonic pulse transmitted to the inside of the living body. A frequency setting device 12 is connected to the transmission frequency generator 10, and the user can variably set a desired frequency as the transmission frequency f 0 by using the frequency setting device 12. The signal indicating the generated transmission frequency f 0 is supplied to the transmitter 14.
【００３１】分周器１６は、発生した送信周波数ｆ0 を
分周して送信繰り返し周波数ｆprを発生するものであ
る。具体的には、ｆ0 をｎで割ることにより周波数ｆpr
を生成している。分周器１６にはｎ設定器１８が接続さ
れており、ユーザ−はｎとして所望の値を入力設定でき
る。このｎとしては整数には限られず非整数であっても
よい。本発明では、送信繰り返し周波数ｆprが送信周波
数ｆ0 に比例していればよく、ｎが整数であることは条
件とされない。発生された送信繰り返し周波数ｆprを示
す信号は、送信器１４に供給されている。The frequency divider 16 divides the generated transmission frequency f 0 to generate a transmission repetition frequency f pr . Specifically, by dividing f 0 by n, the frequency f pr
Has been generated. An n setter 18 is connected to the frequency divider 16 so that the user can input and set a desired value as n. This n is not limited to an integer and may be a non-integer. In the present invention, it is sufficient that the transmission repetition frequency f pr is proportional to the transmission frequency f 0 , and it is not a condition that n is an integer. The signal indicating the generated transmission repetition frequency f pr is supplied to the transmitter 14.
【００３２】送信器１４は、探触子１１に接続されてお
り、探触子１１へ送信信号を供給している。その送信信
号はパルス信号でありその中心周波数は送信周波数ｆ0
であり、その送信信号の繰り返し周期は送信繰り返し周
波数ｆprで設定されている。すなわち、探触子１１から
送信繰り返し周波数ｆprで送信周波数ｆ0 の超音波パル
スが生体内に繰り返し送波される。生体内の運動反射体
にて反射されたエコーは再び探触子１１にて受波され、
この探触子から受信信号が出力される。The transmitter 14 is connected to the probe 11 and supplies a transmission signal to the probe 11. The transmission signal is a pulse signal and its center frequency is the transmission frequency f 0.
The repetition cycle of the transmission signal is set by the transmission repetition frequency f pr . That is, the ultrasonic pulse having the transmission repetition frequency f pr and the transmission frequency f 0 is repeatedly transmitted from the probe 11 into the living body. The echo reflected by the motion reflector in the living body is received again by the probe 11,
A reception signal is output from this probe.
【００３３】この受信信号は、受信器２０において所定
の受信信号処理、例えば増幅などがなされた後、直交検
波器２２に送られ、送信周波数ｆ0 により直交検波が行
われる。直交検波後の受信信号が、低域遮断アナログフ
ィルタＡ（以下、フィルタＡ）２４に送られ、低域周波
数成分が除去される。ここで、このフィルタＡはアナロ
グのフィルタであって、そのカットオフ周波数は固定さ
れている。This reception signal is subjected to predetermined reception signal processing, such as amplification, in the receiver 20, and then sent to the quadrature detector 22, where quadrature detection is performed at the transmission frequency f 0 . The received signal after the quadrature detection is sent to the low frequency cutoff analog filter A (hereinafter referred to as filter A) 24, and the low frequency component is removed. Here, the filter A is an analog filter, and its cutoff frequency is fixed.
【００３４】フィルタＡを通過した受信信号は量子化回
路２６において量子化される。すなわち、時間軸方向と
振幅軸方向の双方に対して量子化が行われる。この量子
化回路２６は例えばＡ／Ｄ変換器により構成される。こ
の量子化回路２６には、分周器１６にて発生された送信
繰り返し周波数ｆprが標本化周波数として供給されてお
り、量子化回路２６はその標本化周波数に基づく周期で
標本化を行っている。すなわち、標本化周波数は送信周
波数ｆ0 に比例している。The received signal that has passed through the filter A is quantized in the quantization circuit 26. That is, quantization is performed in both the time axis direction and the amplitude axis direction. The quantization circuit 26 is composed of, for example, an A / D converter. The transmission repetition frequency f pr generated by the frequency divider 16 is supplied to the quantizing circuit 26 as a sampling frequency, and the quantizing circuit 26 performs sampling at a cycle based on the sampling frequency. There is. That is, the sampling frequency is proportional to the transmission frequency f 0 .
【００３５】量子化後の受信信号は、次に低域遮断デジ
タルフィルタＢ（以下、フィルタＢ）２８に送られ、そ
こで更に低域成分の除去が行われる。フィルタＢ２８
は、デジタルのフィルタ回路で構成され、そのカットオ
フ周波数は標本化周波数に比例している。すなわち、標
本化周波数が増加すれば、フィルタＢにおけるカットオ
フ周波数も増加し、一方、標本化周波数が減少すればフ
ィルタＢにおけるカットオフ周波数も減少する。ここ
で、フィルタＡのカットオフ周波数は、このフィルタＢ
が取り得る最も低いカットオフ周波数よりも低い値に設
定されている。すなわち、心臓壁などの低速の強反射体
によるクラッタを除去するためには、本来的にはこのフ
ィルタＢのみを設ければよいが、量子化回路２６におけ
るダイナミックレンジを有効に活用するためには、それ
に入力される信号の振幅を一定以下におさえる必要があ
るため、フィルタＡ２４が設けられている。しかしなが
ら、そのフィルタＡ２４のカットオフ周波数がフィルタ
Ｂ２８のカットオフ周波数よりも高くなると、フィルタ
Ｂのカットオフ周波数を適応的に設定する意義がなくな
るので、フィルタＡのカットオフ周波数はフィルタＢが
取り得る最も低いカットオフ周波数よりも低く設定され
ている。The quantized received signal is then sent to a low-frequency cutoff digital filter B (hereinafter referred to as filter B) 28, where low-frequency components are further removed. Filter B28
Is a digital filter circuit whose cutoff frequency is proportional to the sampling frequency. That is, as the sampling frequency increases, the cutoff frequency in filter B also increases, while as the sampling frequency decreases, the cutoff frequency in filter B also decreases. Here, the cutoff frequency of the filter A is
Is set to a value lower than the lowest possible cutoff frequency. That is, in order to remove clutter caused by a low-speed strong reflector such as the heart wall, essentially only this filter B should be provided, but in order to effectively utilize the dynamic range in the quantization circuit 26, The filter A24 is provided because it is necessary to keep the amplitude of the signal input to it below a certain level. However, if the cutoff frequency of the filter A24 becomes higher than the cutoff frequency of the filter B28, it becomes meaningless to adaptively set the cutoff frequency of the filter B, so that the cutoff frequency of the filter A can be taken by the filter B. It is set lower than the lowest cutoff frequency.
【００３６】周波数解析器３０は例えばＦＦＴ回路ある
いは自己相関回路などで構成され、フィルタＢを通過し
た受信信号から生体内運動体である血流の速度を抽出す
るものである。具体的には受信信号からドプラシフト周
波数ｆd を抽出し、それを最終的に速度の値に変換して
いる。The frequency analyzer 30 is composed of, for example, an FFT circuit or an autocorrelation circuit, and extracts the velocity of blood flow, which is a moving body in the body, from the received signal that has passed through the filter B. Specifically, the Doppler shift frequency f d is extracted from the received signal and finally converted into a velocity value.
【００３７】ＤＳＣ（デジタルスキャンコンバータ）３
２は、ドプラ画像の形成を行う回路であり、例えばパワ
ースペクトル画像や二次元のカラーフロー画像などが形
成される。それらのドプラ画像は表示器３４に送られ画
像表示がなされる。DSC (Digital Scan Converter) 3
Reference numeral 2 is a circuit for forming a Doppler image, for example, a power spectrum image or a two-dimensional color flow image is formed. Those Doppler images are sent to the display 34 and displayed as an image.
【００３８】図２には、フィルタＡ及びフィルタＢの遮
断特性が示されている。上述の構成から明らかなよう
に、フィルタＢの遮断特性は量子化回路２６における標
本化周波数、換言すれば送信繰り返し周波数ｆprに依存
している。これに対しフィルタＡの遮断特性は固定され
ており、しかもフィルタＢが取り得る最も低い遮断特性
よりも低速度側に設定されている。図２に示されるよう
に、受信信号の周波数分布（スペクトル）は送信周波数
ｆ0 が可変すると、それに追従して変化することにな
り、つまりクラッタの周波数分布も変化することになる
が、本実施形態では送信周波数ｆ0 の可変に連動させて
フィルタＢの遮断特性を変動させているためクラッタの
みを効果的に除去することが可能である。FIG. 2 shows the cutoff characteristics of the filters A and B. As is apparent from the above configuration, the cutoff characteristic of the filter B depends on the sampling frequency in the quantization circuit 26, in other words, the transmission repetition frequency f pr . On the other hand, the cutoff characteristic of the filter A is fixed and is set to a lower speed side than the lowest cutoff characteristic that the filter B can take. As shown in FIG. 2, when the transmission frequency f 0 changes, the frequency distribution (spectrum) of the received signal changes following the change, that is, the frequency distribution of clutter also changes. In the mode, the cutoff characteristic of the filter B is changed in association with the variable transmission frequency f 0 , so that only the clutter can be effectively removed.
【００３９】図３には、表示器３４に表示されるパワー
スペクトル画像が示されている。上述したように縦軸は
血流速度に相当し、横軸は時間軸に相当している。各点
の輝度は血流のパワーに相当している。従来において
は、このようなパワースペクトル表示において送信周波
数ｆ0 を可変させると、ドプラシフト周波数ｆd がそれ
に連動して変動し、すなわち図３に示される波形が拡大
したり縮小したりする問題があったが、本実施形態の装
置によれば、送信周波数ｆ0 の変動に比例させて縦軸の
上限及び下限の周波数を変動させることができ、換言す
れば縦軸の上限及び下限の速度の値を送信周波数ｆ0 の
大きさに関わらず維持できるので、波形の変動を防止し
てその状態を維持できる。すなわち、本発明によれば、
このようなパワースペクトル表示において、縦軸に関
し、表示レンジを速度面では維持でき、周波数面では送
信周波数に比例変化させることができる。FIG. 3 shows a power spectrum image displayed on the display 34. As described above, the vertical axis corresponds to the blood flow velocity and the horizontal axis corresponds to the time axis. The brightness of each point corresponds to the power of blood flow. Conventionally, if the transmission frequency f 0 is varied in such a power spectrum display, the Doppler shift frequency f d fluctuates in conjunction with it, that is, there is a problem that the waveform shown in FIG. 3 expands or contracts. However, according to the apparatus of the present embodiment, it is possible to change the upper and lower limit frequencies of the vertical axis in proportion to the change of the transmission frequency f 0 , in other words, the values of the upper and lower speed limits of the vertical axis. Can be maintained regardless of the magnitude of the transmission frequency f 0 , so that it is possible to prevent the fluctuation of the waveform and maintain the state. That is, according to the present invention,
In such a power spectrum display, with respect to the vertical axis, the display range can be maintained in terms of speed and can be changed proportionally to the transmission frequency in terms of frequency.
【００４０】このような利点は、二次元ドプラ画像にお
いても同様に得られる。すなわち、図４（Ａ）には色相
を速度に対応させた二次元ドプラ画像が示されている。
図４（Ｂ）には色相と速度との対応関係が示されてお
り、血流速度の正方向には赤色が設定され、血流速度の
負方向には青色が設定されている。正負の速度の大きさ
は色の濃さによって表されている。もちろん、色相の変
化によりその速度を表す手法を適用することもできる。Such an advantage can be similarly obtained in a two-dimensional Doppler image. That is, FIG. 4A shows a two-dimensional Doppler image in which hue corresponds to speed.
FIG. 4B shows the correspondence between hue and velocity, where red is set in the positive direction of blood flow velocity and blue is set in the negative direction of blood flow velocity. The magnitude of positive and negative velocities is represented by the depth of color. Of course, a method of expressing the speed by changing the hue can also be applied.
【００４１】本発明によれば、このようなカラーバーに
おいて、送信周波数ｆ0 を可変させても、速度と色の対
応関係は何ら変わらないため、ユーザーが周波数設定器
を利用して送信周波数ｆ0 を変化させても画像に現れる
二次元ドプラ画像をそのまま維持できる。According to the present invention, in such a color bar, even if the transmission frequency f 0 is varied, the correspondence relationship between speed and color does not change at all. Therefore, the user uses the frequency setting device to set the transmission frequency f 0. Even if 0 is changed, the 2D Doppler image that appears in the image can be maintained as it is.
【００４２】次に図５には、本発明に係る超音波ドプラ
診断装置の他の実施形態が示されている。この図５に示
される超音波診断装置は連続波ドプラ法が適用された装
置である。なお、図１に示す構成と同様の構成には同一
符号を付けその説明を省略する。Next, FIG. 5 shows another embodiment of the ultrasonic Doppler diagnostic apparatus according to the present invention. The ultrasonic diagnostic apparatus shown in FIG. 5 is an apparatus to which the continuous wave Doppler method is applied. The same components as those shown in FIG. 1 are designated by the same reference numerals and the description thereof will be omitted.
【００４３】図５に示す構成において、送信周波数発生
器１０にて発生した送信周波数ｆ0は、送信器１４に送
られ、この送信器１４から探触子１１に向けて連続的に
送信信号が供給される。これにより探触子１１は生体内
へ連続的に超音波を送波する。In the configuration shown in FIG. 5, the transmission frequency f 0 generated by the transmission frequency generator 10 is sent to the transmitter 14, and the transmission signal is continuously transmitted from the transmitter 14 to the probe 11. Supplied. As a result, the probe 11 continuously transmits ultrasonic waves into the living body.
【００４４】一方、送信周波数ｆ0 は、分周器１６にも
供給されており、その分周器１６は図１に示した分周器
１６同様に送信周波数ｆ0 をｎで分周することにより標
本化周波数ｆq を生成している。そして、量子化回路２
６はその生成された標本化周波数ｆq で受信信号のサン
プリングを行っている。このような構成においても、表
示器に表示されるドプラ画像における速度表示レンジを
維持でき、またフィルタＢ２８におけるカットオフ周波
数を送信周波数ｆ0 に比例変化させ、クラッタの効率的
な除去を行える。On the other hand, the transmission frequency f 0 is also supplied to the frequency divider 16, and the frequency divider 16 divides the transmission frequency f 0 by n like the frequency divider 16 shown in FIG. To generate the sampling frequency f q . And the quantization circuit 2
6 samples the received signal at the generated sampling frequency f q . Even with such a configuration, the speed display range in the Doppler image displayed on the display can be maintained, and the cutoff frequency in the filter B28 can be changed proportionally to the transmission frequency f 0 to effectively remove clutter.
【００４５】[0045]
【発明の効果】以上説明したように、本発明によれば超
音波の送信周波数を可変させても、ドプラ画像の表示内
容をそのまま維持できる。すなわち、本発明によれば超
音波の送信周波数の可変によっても速度表示レンジが変
化しないドプラ画像を形成できる。さらに、本発明によ
れば低域除去フィルタの遮断周波数を送信周波数に比例
させてクラッタの効率的な除去を実現できる。As described above, according to the present invention, the display content of the Doppler image can be maintained as it is even if the transmission frequency of the ultrasonic waves is varied. That is, according to the present invention, it is possible to form a Doppler image in which the speed display range does not change even when the transmission frequency of ultrasonic waves is changed. Further, according to the present invention, the cutoff frequency of the low-pass removal filter can be made proportional to the transmission frequency to realize efficient removal of clutter.
【図１】 本発明に係る超音波ドプラ診断装置の全体構
成を示すブロック図である。FIG. 1 is a block diagram showing the overall configuration of an ultrasonic Doppler diagnostic apparatus according to the present invention.
【図２】 フィルタＡとフィルタＢの遮断特性を示す図
である。FIG. 2 is a diagram showing cutoff characteristics of filters A and B.
【図３】 パワースペクトル表示を示す説明図である。FIG. 3 is an explanatory diagram showing a power spectrum display.
【図４】 二次元ドプラ画像とカラーバーを示す説明図
である。FIG. 4 is an explanatory diagram showing a two-dimensional Doppler image and a color bar.
【図５】 本発明に係る超音波ドプラ診断装置の他の実
施形態を示す全体構成図である。FIG. 5 is an overall configuration diagram showing another embodiment of the ultrasonic Doppler diagnostic apparatus according to the present invention.
１０ 送信周波数発生器、１２ 周波数設定器、１６
分周器、１８ ｎ設定器、２４ 低域遮断アナログフィ
ルタＡ、２６ 量子化回路、２８ 低域遮断デジタルフ
ィルタＢ。10 transmission frequency generator, 12 frequency setting device, 16
Frequency divider, 18 n setting device, 24 low-frequency cutoff analog filter A, 26 quantization circuit, 28 low-frequency cutoff digital filter B.
Claims (6)
数ｆ0 を生成する送信周波数生成手段と、 前記生成された送信周波数ｆ0 と比例関係をもって、超
音波パルスの送信繰り返し周波数ｆprを生成する繰り返
し周波数生成手段と、 前記送信周波数ｆ0 の超音波パルスを前記送信繰り返し
周波数ｆprで生体内へ繰り返し送波し、生体内の運度反
射体にて反射された反射波を受波して受信信号を出力す
る超音波探触子と、 前記受信信号から前記運動反射体のドプラシフト周波数
ｆd を抽出する周波数解析手段と、 速度表示レンジが前記送信周波数ｆ0 に依存しないドプ
ラ画像を形成する手段であって、前記抽出されたドプラ
シフト周波数ｆd に基づいて前記ドプラ画像を形成する
ドプラ画像形成手段と、 を含むことを特徴とする超音波ドプラ診断装置。1. A transmission frequency generation means for generating a transmission frequency f 0 of an ultrasonic pulse that is variably set, and a transmission repetition frequency f pr of an ultrasonic pulse in proportion to the transmission frequency f 0 generated. Repetitive frequency generating means, and the ultrasonic pulse having the transmission frequency f 0 is repeatedly transmitted into the living body at the transmission repetition frequency f pr , and the reflected wave reflected by the carrier reflector in the living body is received. An ultrasonic probe that outputs a reception signal as a result, a frequency analysis unit that extracts the Doppler shift frequency f d of the motion reflector from the reception signal, and a Doppler image whose velocity display range does not depend on the transmission frequency f 0 are formed. and means for, the ultrasonic Doppler diagnostic, characterized in that it comprises a and a Doppler image forming section for forming the Doppler image based on the Doppler shift frequency f d of the extracted Location.
１／ｎに分周して前記送信繰り返し周波数ｆprを生成す
る分周器を含むことを特徴とする超音波ドプラ診断装
置。2. The apparatus according to claim 1, wherein the repetition frequency generation means includes a frequency divider that divides the transmission frequency f 0 into 1 / n to generate the transmission repetition frequency f pr. A characteristic ultrasonic Doppler diagnostic device.
prを標本化周波数としつつ前記受信信号の量子化を行う
量子化手段と、 前記量子化手段と前記周波数解析手段との間に設けら
れ、前記受信信号に対し低域遮断を行うデジタルフィル
タと、 を含むことを特徴とする超音波ドプラ診断装置。3. The apparatus according to claim 1, wherein the transmission repetition frequency f is set prior to the frequency analysis.
Quantizing means for quantizing the received signal while pr is a sampling frequency, and a digital filter provided between the quantizing means and the frequency analyzing means, for performing low-frequency cutoff on the received signal, An ultrasonic Doppler diagnostic apparatus comprising:
を生成する送信周波数生成手段と、 前記生成された送信周波数ｆ0 と比例関係をもって、標
本化周波数ｆq を生成する標本化周波数生成手段と、 前記送信周波数ｆ0 の超音波パルスを生体内へ連続送波
し、生体内の運度反射体にて反射された反射波を受波し
て受信信号を出力する超音波探触子と、 前記標本化周波数ｆq で前記受信信号の量子化を行う量
子化手段と、 前記量子化された受信信号から前記運動反射体のドプラ
シフト周波数ｆd を抽出する周波数解析手段と、 速度表示レンジが前記送信周波数ｆ0 に依存しないドプ
ラ画像を形成する手段であって、前記抽出されたドプラ
シフト周波数ｆd に基づいて前記ドプラ画像を形成する
ドプラ画像形成手段と、 を含むことを特徴とする超音波ドプラ診断装置。4. The transmission frequency f 0 of the ultrasonic wave which is variably set.
A transmission frequency generation means for generating a, with a proportional relationship between the transmission frequency f 0 of the generated, the sampling frequency generation means for generating a sampling frequency f q, the ultrasonic pulse of the transmission frequency f 0 into the living body An ultrasonic probe that continuously transmits waves, receives a reflected wave reflected by a carrier reflector in the living body, and outputs a received signal, and quantizes the received signal at the sampling frequency f q. Quantizing means for performing, frequency analysis means for extracting the Doppler shift frequency f d of the moving reflector from the quantized received signal, and means for forming a Doppler image whose velocity display range does not depend on the transmission frequency f 0. An ultrasonic Doppler diagnostic apparatus comprising: a Doppler image forming unit that forms the Doppler image based on the extracted Doppler shift frequency f d .
／ｎに分周して前記標本化周波数ｆq を生成する分周器
を含むことを特徴とする超音波ドプラ診断装置。5. The apparatus according to claim 4, wherein the sampling frequency generation means sets the transmission frequency f 0 to 1
An ultrasonic Doppler diagnostic apparatus including a frequency divider that divides into / n to generate the sampling frequency f q .
れ、前記受信信号に対し低域遮断を行うデジタルフィル
タを含むことを特徴とする超音波ドプラ診断装置。6. The ultrasonic device according to claim 4, further comprising a digital filter that is provided between the quantizing unit and the frequency analyzing unit and performs a low frequency cutoff on the received signal. Doppler diagnostic device.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP32417995A JP2951252B2 (en) | 1995-12-13 | 1995-12-13 | Ultrasound Doppler diagnostic device |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP32417995A JP2951252B2 (en) | 1995-12-13 | 1995-12-13 | Ultrasound Doppler diagnostic device |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH09164141A true JPH09164141A (en) | 1997-06-24 |
| JP2951252B2 JP2951252B2 (en) | 1999-09-20 |
Family
ID=18162974
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP32417995A Expired - Fee Related JP2951252B2 (en) | 1995-12-13 | 1995-12-13 | Ultrasound Doppler diagnostic device |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP2951252B2 (en) |
Cited By (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2002529134A (en) * | 1998-11-11 | 2002-09-10 | スペンサー テクノロジーズ， インコーポレイテッド | Doppler ultrasound method and apparatus for monitoring blood flow |
| JP2009005737A (en) * | 2007-06-26 | 2009-01-15 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | Ultrasonic imaging apparatus |
| JP2009261539A (en) * | 2008-04-24 | 2009-11-12 | Aloka Co Ltd | Ultrasonic diagnostic apparatus |
| JP2017055944A (en) * | 2015-09-16 | 2017-03-23 | 東芝メディカルシステムズ株式会社 | Ultrasonic diagnostic apparatus |
| JP2019115827A (en) * | 2019-04-26 | 2019-07-18 | キヤノン株式会社 | Image processing system, processing method and program |
| US10872237B2 (en) | 2012-01-27 | 2020-12-22 | Canon Kabushiki Kaisha | Image processing system, processing method, and storage medium |
-
1995
- 1995-12-13 JP JP32417995A patent/JP2951252B2/en not_active Expired - Fee Related
Cited By (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2002529134A (en) * | 1998-11-11 | 2002-09-10 | スペンサー テクノロジーズ， インコーポレイテッド | Doppler ultrasound method and apparatus for monitoring blood flow |
| JP2009005737A (en) * | 2007-06-26 | 2009-01-15 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | Ultrasonic imaging apparatus |
| JP2009261539A (en) * | 2008-04-24 | 2009-11-12 | Aloka Co Ltd | Ultrasonic diagnostic apparatus |
| US10872237B2 (en) | 2012-01-27 | 2020-12-22 | Canon Kabushiki Kaisha | Image processing system, processing method, and storage medium |
| JP2017055944A (en) * | 2015-09-16 | 2017-03-23 | 東芝メディカルシステムズ株式会社 | Ultrasonic diagnostic apparatus |
| JP2019115827A (en) * | 2019-04-26 | 2019-07-18 | キヤノン株式会社 | Image processing system, processing method and program |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP2951252B2 (en) | 1999-09-20 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| US6126605A (en) | Ultrasound color flow display optimization by adjusting dynamic range | |
| EP1269217B1 (en) | Ultrasound-b-mode and doppler flow imaging | |
| US6458084B2 (en) | Ultrasonic diagnosis apparatus | |
| US6251077B1 (en) | Method and apparatus for dynamic noise reduction for doppler audio output | |
| US20070049823A1 (en) | Method for processing Doppler signal gaps | |
| US10893848B2 (en) | Ultrasound diagnosis apparatus and image processing apparatus | |
| EP1098207A2 (en) | PRF adjustment method and apparatus, and ultrasonic wave imaging apparatus | |
| KR20010051917A (en) | Method and apparatus for visualization of motion in ultrasound flow imaging using continuous data acquisition | |
| JP3251696B2 (en) | Ultrasound diagnostic equipment | |
| JP2002534186A (en) | Ultrasonic color flow display optimization method | |
| US20120101384A1 (en) | Ultrasonic diagnostic device | |
| JPH03188841A (en) | Ultrasonic diagnostic device | |
| JP3093823B2 (en) | Ultrasound Doppler diagnostic device | |
| JP2951252B2 (en) | Ultrasound Doppler diagnostic device | |
| JPH1075955A (en) | Ultrasonic diagnostic device | |
| JP4545940B2 (en) | Optimization method of ultrasonic color flow display by adjusting threshold using sampling | |
| JP5455567B2 (en) | Ultrasonic diagnostic equipment | |
| US6685636B2 (en) | Ultrasonic tomography apparatus and ultrasonic tomography method | |
| JPH0451941A (en) | Ultrasonic diagnostic device | |
| US20230404535A1 (en) | Ultrasonic diagnostic apparatus, method for controlling ultrasonic diagnostic apparatus, and control program for ultrasonic diagnostic apparatus | |
| JP3314991B2 (en) | Ultrasonic Doppler device | |
| JP2563656B2 (en) | Ultrasonic Doppler imaging device | |
| JPH07236640A (en) | Ultrasonic diagnosing device | |
| JP2720711B2 (en) | Ultrasound two-dimensional Doppler blood flow meter | |
| JP3332090B2 (en) | Ultrasound diagnostic equipment |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (prs date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20100709 Year of fee payment: 11 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (prs date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20120709 Year of fee payment: 13 |
|
| LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |