JPH10314171A - Ultrasonic diagnostic device - Google Patents
Ultrasonic diagnostic deviceInfo
- Publication number
- JPH10314171A JPH10314171A JP12583097A JP12583097A JPH10314171A JP H10314171 A JPH10314171 A JP H10314171A JP 12583097 A JP12583097 A JP 12583097A JP 12583097 A JP12583097 A JP 12583097A JP H10314171 A JPH10314171 A JP H10314171A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- frequency
- frequency analysis
- pass filter
- ultrasonic diagnostic
- data used
- 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.)
- Pending
Links
Landscapes
- Ultra Sonic Daignosis Equipment (AREA)
Abstract
Description
【０００１】[0001]
【発明の属する技術分野】本発明は、超音波のドップラ
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。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to an ultrasonic diagnostic apparatus which obtains blood flow information in a subject using the Doppler effect of ultrasonic waves, displays the information, and provides the information for diagnosis.
【０００２】[0002]
【従来の技術】超音波の医学的な応用としては種々の装
置があるが、その主流は超音波パルス反射法を用いて生
体の軟部組織の断層像を超音波診断装置である。この超
音波診断装置は無侵襲検査法で、組織の断層像を表示す
るものであり、Ｘ線診断装置、Ｘ線ＣＴ装置、ＭＲＩお
よび核医学診断装置などの他の診断装置に比べて、リア
ルタイム表示が可能、装置が小型で安価、Ｘ線などの被
曝がなく安全性が高などの独自の特徴を有している。2. Description of the Related Art There are various medical applications of ultrasonic waves, and the mainstream is an ultrasonic diagnostic apparatus for tomographic images of soft tissues of a living body using an ultrasonic pulse reflection method. This ultrasonic diagnostic apparatus is a non-invasive examination method and displays a tomographic image of a tissue. Compared with other diagnostic apparatuses such as an X-ray diagnostic apparatus, an X-ray CT apparatus, an MRI, and a nuclear medicine diagnostic apparatus, the ultrasonic diagnostic apparatus is real-time. It has unique features such as display capability, small and inexpensive device, no exposure to X-rays and high safety.
【０００３】このため心臓、腹部、乳腺、泌尿器、およ
び産婦人科などでその活用範囲は広い。特に、超音波プ
ローブを体表から割り当てるだけの簡単な操作で心臓の
拍動や胎児の動きの様子がリアルタイム表示で得られ、
かつ安全性が高いため繰り返して検査が行えるほか、ベ
ッドサイドへ移動していっての検査も容易に行えるなど
簡便である。[0003] Therefore, it is widely used in the heart, abdomen, mammary gland, urology, obstetrics and gynecology, and the like. In particular, with the simple operation of simply assigning the ultrasound probe from the body surface, the state of the heart beat and the movement of the fetus can be obtained in real time display,
In addition, the safety is high, so that the inspection can be repeated, and the inspection while moving to the bedside can be easily performed.
【０００４】さらに、超音波診断では血流の空間的な様
子を画像化できる超音波パルスドップラ法が一般化しつ
つある。この超音波パルスドップラ法は、パルス反射法
と併用して用いられることが多く、この併用によって１
つの超音波プローブで血流画像と断層像（白黒Ｂモード
像）とを重ね合わせて表示できるようになっている。Further, in ultrasonic diagnosis, an ultrasonic pulse Doppler method capable of imaging a spatial state of a blood flow is becoming popular. The ultrasonic pulse Doppler method is often used in combination with the pulse reflection method.
The blood flow image and the tomographic image (monochrome B-mode image) can be superimposed and displayed by one ultrasonic probe.
【０００５】この超音波パルスドップラ法で血流速度を
測定する原理は次の通りである。被検体である生体内を
流れている血流に対して超音波パルスを送波すると、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
て散乱されドップラ偏移を受けて周波数ｆd だけ変化す
る。このため受信周波数ｆreceive は、 ｆreceive ＝ｆc ＋ｆd となる。これらのｆc ，ｆd は次式のような関係で与え
られる。 ｆd ＝（（２・Ｖ・ cosθ）／ｃ）・ｆc なお、Ｖは血流速度、θは超音波ビームと血流とのなす
角度、ｃは音速である。この関係式から分かるように、
ドップラ偏移周波数ｆd が分かれば、血流速度Ｖを求め
ることができるのである。The principle of measuring the blood flow velocity by this ultrasonic pulse Doppler method is as follows. When an ultrasonic pulse is transmitted with respect to a blood flow flowing in a living body as a subject, the center frequency fc of the ultrasonic beam is scattered by flowing blood cells and undergoes a Doppler shift to change by the frequency fd. Therefore, the reception frequency freceive is freceive = fc + fd. These fc and fd are given by the following equation. fd = ((2 · V · cos θ) / c) · fc where V is the blood flow velocity, θ is the angle between the ultrasonic beam and the blood flow, and c is the sound velocity. As can be seen from this relation,
If the Doppler shift frequency fd is known, the blood flow velocity V can be obtained.
【０００６】このドップラ偏移周波数ｆd を計測するた
めには、図３に示すように、超音波プローブ１から被検
体に対して、まず、Ａの方向に超音波パルスを例えば２
０回繰り返し送受信する。これが終わると今度はＢの方
向に同じように超音波パルスを２０回繰り返し送受信す
る。以下同様にＺの方向まで順番に２０回ずつ送受信を
繰り返していく。In order to measure the Doppler shift frequency fd, as shown in FIG. 3, an ultrasonic pulse is first applied to the subject from the ultrasonic probe 1 in the direction of A, for example, for two pulses.
Transmit and receive 0 times repeatedly. When this is completed, the ultrasonic pulse is repeatedly transmitted and received 20 times in the direction of B in the same manner. Hereinafter, similarly, transmission and reception are repeated 20 times sequentially in the Z direction.
【０００７】１回の送受信で得られるエコー信号から直
交位相検波によってドップラ信号を取り出し、この取り
出したドップラ信号を例えば５mm間隔に相当するサンプ
リング周波数でディジタル信号に変換する。そして、同
じサンプル点に関する２０個のデータを時間軸に沿って
並べ、このデータ列からＭＴＩフィルタ（ハイパスフィ
ルタ）により低周波のクラッタ成分を除去し、高周波の
血流成分を抽出する。このクラッタ成分（低周波成分）
を除去したデータ列を自己相関器により周波数解析する
ことにより、ドップラ偏移周波数ｆd を求める。A Doppler signal is extracted from an echo signal obtained by one transmission / reception by quadrature phase detection, and the extracted Doppler signal is converted into a digital signal at a sampling frequency corresponding to, for example, an interval of 5 mm. Then, 20 pieces of data relating to the same sample point are arranged along the time axis, a low-frequency clutter component is removed from this data string by an MTI filter (high-pass filter), and a high-frequency blood flow component is extracted. This clutter component (low frequency component)
The Doppler shift frequency fd is obtained by frequency-analyzing the data sequence from which is removed by an autocorrelator.
【０００８】ところで、図４（ａ），（ｂ）に示すよう
に、ＭＴＩフィルタにはデータ列の初期段階に過渡応答
が見られる。この過渡応答の影響を避けるため、ＭＴＩ
フィルタから出力される２０個分のデータ列の全てを対
象に自己相関器で周波数解析にかけるのではなく、図４
（ｃ）に示すように、初期段階を除く後方の例えば１４
個分のデータ列を使って周波数解析を行っているのが通
常である。As shown in FIGS. 4A and 4B, the MTI filter has a transient response in the initial stage of the data string. To avoid the effect of this transient response, the MTI
Instead of subjecting all of the 20 data strings output from the filter to frequency analysis with an autocorrelator, FIG.
As shown in (c), for example, 14
Normally, frequency analysis is performed using a data sequence for the individual pieces.
【０００９】しかしながら、図４（ｄ），（ｅ）に示す
ように、実際にはＭＴＩフィルタの過渡応答が弱く表れ
る（過渡応答期間が短い）場合も、過渡応答が強く表れ
る（過渡応答期間が短い）場合も、自己相関器で周波数
解析に使用するデータの個数は、一律に１４個に固定し
ていた。However, as shown in FIGS. 4D and 4E, when the transient response of the MTI filter actually appears weak (the transient response period is short), the transient response appears strong (the transient response period becomes short). Short), the number of data used for frequency analysis by the autocorrelator was fixed to 14 uniformly.
【００１０】このため、過渡応答期間が短い場合には、
過渡応答の影響を受けていない又は十分少ないデータま
で廃棄することになるので、周波数解析の精度が不必要
に低下されてしまうという結果を招いている。逆に、過
渡応答期間が長い場合には、過渡応答の影響が残ってい
るデータまで周波数解析に使用してしまうため、これに
よる誤差が生じてしまう。Therefore, if the transient response period is short,
Since data that is not affected by the transient response or data that is sufficiently small is discarded, the accuracy of the frequency analysis is unnecessarily reduced. Conversely, if the transient response period is long, even data that remains affected by the transient response will be used for frequency analysis, resulting in an error.
【００１１】[0011]
【発明が解決しようとする課題】本発明の目的は、ＭＴ
Ｉフィルタの過渡応答の影響を効率よく回避できる超音
波診断装置を提供することにある。SUMMARY OF THE INVENTION An object of the present invention is to provide an MT
An object of the present invention is to provide an ultrasonic diagnostic apparatus capable of efficiently avoiding the influence of a transient response of an I filter.
【００１２】[0012]
【課題を解決するための手段】本発明は、パルス繰り返
し周波数に従って超音波パルスを繰り返し被検体に送受
信し、この送受信により収集されたエコー信号から移動
体の反射成分に関するドップラ信号を検波し、このドッ
プラ信号からハイパスフィルタにより高周波成分を取り
出し、この高周波成分を周波数解析にかけて前記移動体
の移動情報を取得する超音波診断装置において、前記ハ
イパスフィルタから出力されるデータ列の中の前記周波
数解析に使用するデータ個数を、前記パルス繰り返し周
波数に対する前記ハイパスフィルタのカットオフ周波数
の比に基づいて変化させることを特徴とする。According to the present invention, an ultrasonic pulse is repeatedly transmitted to and received from a subject in accordance with a pulse repetition frequency, and a Doppler signal relating to a reflection component of a moving object is detected from echo signals collected by the transmission and reception. A high-frequency component is extracted from the Doppler signal by a high-pass filter, and the high-frequency component is subjected to frequency analysis to obtain the movement information of the moving body, and is used for the frequency analysis in the data string output from the high-pass filter. The number of data to be changed is changed based on a ratio of a cutoff frequency of the high-pass filter to the pulse repetition frequency.
【００１３】また、本発明は、超音波パルスを繰り返し
被検体に送受信し、この送受信により収集されたエコー
信号から移動体の反射成分に関するドップラ信号を検波
し、このドップラ信号からハイパスフィルタにより高周
波成分を取り出し、この高周波成分を周波数解析にかけ
て前記移動体の移動情報を取得する超音波診断装置にお
いて、前記ハイパスフィルタから出力されるデータ列の
中の前記周波数解析に使用するデータ個数を、前記ハイ
パスフィルタの過渡応答に基づいて変化させることを特
徴とする。According to the present invention, an ultrasonic pulse is repeatedly transmitted to and received from a subject, a Doppler signal relating to a reflected component of the moving object is detected from an echo signal collected by the transmission and reception, and a high-frequency component is detected from the Doppler signal by a high-pass filter. In the ultrasonic diagnostic apparatus that obtains the movement information of the moving object by performing frequency analysis on the high-frequency component, the number of data used for the frequency analysis in the data sequence output from the high-pass filter is determined by the high-pass filter. Is changed based on the transient response of
【００１４】さらに本発明は、超音波パルスを繰り返し
被検体に送受信し、この送受信により収集されたエコー
信号から移動体の反射成分に関するドップラ信号を検波
し、このドップラ信号からハイパスフィルタにより高周
波成分を取り出し、この高周波成分を周波数解析にかけ
て前記移動体の移動情報を取得する超音波診断装置にお
いて、前記ハイパスフィルタから出力されるデータ列の
中の前記周波数解析に使用するデータ個数が可変である
ことを特徴とする。Further, according to the present invention, an ultrasonic pulse is repeatedly transmitted / received to / from the subject, a Doppler signal related to a reflected component of the moving object is detected from the echo signals collected by the transmission / reception, and a high-pass component is detected from the Doppler signal by a high-pass filter. Take out, in the ultrasonic diagnostic apparatus to obtain the movement information of the moving body by performing frequency analysis of the high-frequency component, that the number of data used for the frequency analysis in the data string output from the high-pass filter is variable Features.
【００１５】（作用）パルス繰り返し周波数に対するハ
イパスフィルタのカットオフ周波数の比に、ハイパスフ
ィルタの過渡応答の程度（長短）は依存しており、従っ
て本発明のようにハイパスフィルタから出力されるデー
タ列の中の周波数解析に使用するデータ個数を、パルス
繰り返し周波数に対するハイパスフィルタのカットオフ
周波数の比に基づいて変化させることにより、過渡応答
の影響を受けていない又は十分少ないデータまで廃棄す
ることに起因して周波数解析の精度が不必要に低下され
てしまったり、逆に、過渡応答の影響が残っているデー
タまで周波数解析に使用して誤差を招いてしまったりと
いう問題を解決して、ハイパスフィルタの過渡応答の影
響を効率よく回避することができるようになる。(Operation) The degree (long / short) of the transient response of the high-pass filter depends on the ratio of the cut-off frequency of the high-pass filter to the pulse repetition frequency. By changing the number of data used for frequency analysis in the above based on the ratio of the cutoff frequency of the high-pass filter to the pulse repetition frequency, discarding data that is not affected by the transient response or that is small enough High-pass filter solves the problem that the accuracy of the frequency analysis is unnecessarily reduced, and conversely, the data that remains affected by the transient response is used for frequency analysis and causes an error. Can be efficiently avoided.
【００１６】[0016]
【発明の実施の形態】以下、図面を参照して、本発明に
よる超音波診断装置を好ましい実施形態により説明す
る。図１に本実施形態に係る超音波診断装置の構成を示
す。この装置は、超音波プローブ１１と、電子走査アナ
ログ部１２と、検波器１８と、コンソール２０と、直交
位相検波回路２３と、ＭＴＩ演算部２７と、表示ユニッ
ト４５と、自己相関器コントローラ４０とから構成され
る。DETAILED DESCRIPTION OF THE PREFERRED EMBODIMENTS An ultrasonic diagnostic apparatus according to the present invention will be described below with reference to the drawings. FIG. 1 shows a configuration of an ultrasonic diagnostic apparatus according to the present embodiment. This apparatus includes an ultrasonic probe 11, an electronic scanning analog unit 12, a detector 18, a console 20, a quadrature phase detection circuit 23, an MTI operation unit 27, a display unit 45, an autocorrelator controller 40, Consists of
【００１７】超音波プローブ１１は、電気信号を扱う電
子走査アナログ部１２らと、超音波に振幅変調や周波数
変調をかけて内部情報を付与する被検体側との間を媒介
するために、配列された複数の微小圧電素子を先端部分
に有している。このプローブ１１の形態としては、セク
タ対応、リニア対応、コンベックス対応等の中から任意
に選択される。The ultrasonic probe 11 is arranged in order to mediate between the electronic scanning analog section 12 which handles electric signals and the subject side which applies amplitude modulation or frequency modulation to ultrasonic waves to give internal information. A plurality of micro piezoelectric elements are provided at the tip. The form of the probe 11 is arbitrarily selected from among sectors, linear, convex, and the like.
【００１８】電子走査アナログ部１２は、超音波プロー
ブ１１から超音波を送信するための送信部と、超音波エ
コーを超音波プローブ１１を介して受信する受信部とか
ら構成される。送信部は、レートパルス発生器１９と、
受信部と共用されるディレーライン１６と、パルサ１４
と、発振器１５とから構成されている。The electronic scanning analog section 12 comprises a transmitting section for transmitting ultrasonic waves from the ultrasonic probe 11 and a receiving section for receiving ultrasonic echoes via the ultrasonic probe 11. The transmission unit includes a rate pulse generator 19,
A delay line 16 shared with a receiver, and a pulsar 14
And an oscillator 15.
【００１９】レートパルス発生器１９は、レート周波数
とも呼ばれるパルス繰り返し周波数（ＰＲＦ）でレート
パルスを出力する。このパルス繰り返し周波数（ＰＲ
Ｆ）は、オペレータによりコンソール２０を介して入力
されるコマンドに従って、例えば３〜１２ｋＨｚの間で
５００Ｈｚのステップで任意に変更できるようになって
いる。The rate pulse generator 19 outputs a rate pulse at a pulse repetition frequency (PRF), also called a rate frequency. This pulse repetition frequency (PR
F) can be arbitrarily changed in steps of, for example, 3 to 12 kHz in steps of 500 Hz according to a command input by the operator via the console 20.
【００２０】このレートパルスは、ディレーライン１６
で超音波の指向性を決めるために適当な遅延を受けて、
トリガパルスとしてパルサ１４に与えられる。このトリ
ガパルスに同期してパルサ１４からプローブ１１の圧電
素子に個別又は近隣グループ単位で、発振器１５の基準
周波数（ｆc ）と同じ高周波の信号パルスが印可され
る。This rate pulse is applied to the delay line 16
With an appropriate delay to determine the directivity of the ultrasound
It is given to the pulser 14 as a trigger pulse. In synchronism with this trigger pulse, a signal pulse of the same high frequency as the reference frequency (fc) of the oscillator 15 is applied from the pulser 14 to the piezoelectric element of the probe 11 individually or in units of neighboring groups.
【００２１】プローブ１１の圧電素子は、この信号パル
スを受けて振動する。これにより基準周波数（ｆc ）を
中心周波数とする超音波パルスが、パルス繰り返し周波
数（ＰＲＦ）で周期的に発生され、被検体に送信され
る。The piezoelectric element of the probe 11 vibrates in response to the signal pulse. Thereby, an ultrasonic pulse having the reference frequency (fc) as a center frequency is periodically generated at the pulse repetition frequency (PRF) and transmitted to the subject.
【００２２】この超音波は生体内を伝播し、その途中に
ある音響インピーダンスの不連続面で次々と反射する。
この反射によるエコーはプローブ１１に返ってきて、圧
電素子を振動する。これにより、圧電素子それぞれから
微弱な電気信号が発生する。This ultrasonic wave propagates in the living body, and is reflected one after another on a discontinuous surface of acoustic impedance in the middle of the ultrasonic wave.
The echo due to this reflection returns to the probe 11 and vibrates the piezoelectric element. As a result, a weak electric signal is generated from each of the piezoelectric elements.
【００２３】この電気信号は、受信部に取り込まれる。
受信部は、プリアンプ１３と、ディレーライン１６と、
加算器１７とから構成される。プローブ１１からの電気
信号はまずプリアンプ１３で増幅され、ディレーライン
１６で例えば送信時とは逆の適当な遅延を受けた後、加
算器１７で加算される。これにより受信指向性を持った
１つのエコー信号が取得される。このエコー信号は、検
波器１８と直交位相検波回路２３とにそれぞれ送り込ま
れる。This electric signal is taken into the receiving section.
The receiving unit includes a preamplifier 13, a delay line 16,
And an adder 17. The electric signal from the probe 11 is first amplified by the preamplifier 13, receives an appropriate delay on the delay line 16, for example, opposite to that at the time of transmission, and is then added by the adder 17. Thus, one echo signal having reception directivity is obtained. This echo signal is sent to the detector 18 and the quadrature phase detection circuit 23, respectively.
【００２４】検波器１８は、検波回路の他に、対数増幅
器とアナログ・デジタル・コンバータとを有している。
検波回路は、エコー信号を検波して反射成分を取り出
す。この反射成分を対数増幅器で対数増幅して、さらに
アナログ・デジタル・コンバータでディジタル信号に変
換することにより、断層組織を表すＢモード画像信号を
得る。このＢモード画像信号は、表示ユニット４５に送
られ、白黒ディジタル・スキャン・コンバータ（ＤＳ
Ｃ）３４と、マルチプレクサ（ＭＵＸ）３７と、ディジ
タル・アナログ・コンバータ（Ｄ／Ａ）３８とを順に介
してカラーディスプレイ３９に濃淡（白黒）で表示され
る。The detector 18 has a logarithmic amplifier and an analog / digital converter in addition to the detection circuit.
The detection circuit detects the echo signal and extracts a reflected component. The reflected component is logarithmically amplified by a logarithmic amplifier and converted into a digital signal by an analog-to-digital converter, thereby obtaining a B-mode image signal representing a tomographic tissue. This B-mode image signal is sent to the display unit 45, and is output to a black-and-white digital scan converter (DS).
C), a multiplexer (MUX) 37, and a digital-to-analog converter (D / A) 38, which are displayed on a color display 39 in shades (monochrome).
【００２５】直交位相検波回路２３は、ミキサ２４と、
９０゜移相器２５と、ローパスフィルタ２６とから構成
される。ミキサ２４とローパスフィルタ２６は、血流の
方向（プローブ１１に近づく方向と、遠ざかる方向）を
区別するために、それぞれａとｂの２系統用意されてい
る。２つのミキサ２４にはそれぞれ発振器１５からの基
準周波数（ｆc ）と、９０゜移相器２５を通って９０゜
移相された基準信号が供給され、それぞれ加算器１７か
らのエコー信号と掛け合わされる。この掛け合わせによ
り、周波数成分（２ｆc ＋ｆd ）が検出され、このうち
の高周波成分（２ｆc ）をローパスフィルタ２６で除去
する。この直交位相検波により、ドップラ偏移周波数成
分（ｆd ）だけを有するドップラ信号が得られる。The quadrature phase detection circuit 23 includes a mixer 24,
It comprises a 90 ° phase shifter 25 and a low-pass filter 26. The mixer 24 and the low-pass filter 26 are provided in two systems, a and b, respectively, in order to distinguish the direction of the blood flow (the direction approaching the probe 11 and the direction moving away). The two mixers 24 are respectively supplied with a reference frequency (fc) from the oscillator 15 and a reference signal whose phase has been shifted by 90 ° through a 90 ° phase shifter 25, and are respectively multiplied by the echo signal from the adder 17. You. By this multiplication, the frequency component (2fc + fd) is detected, and the high-frequency component (2fc) is removed by the low-pass filter 26. By this quadrature detection, a Doppler signal having only the Doppler shift frequency component (fd) is obtained.
【００２６】ＭＴＩ演算部２７は、アナログ・デジタル
・コンバータ（Ａ／Ｄ）２８と、ＭＴＩフィルタ２９
と、自己相関器３０と、平均速度演算部３１と、分散演
算部３２と、パワー演算部３３とから構成される。アナ
ログ・デジタル・コンバータ２８とＭＴＩフィルタ２９
も、ミキサ２４とローパスフィルタ２６と同様に、それ
ぞれａとｂの２系統用意されている。The MTI operation unit 27 includes an analog / digital converter (A / D) 28 and an MTI filter 29
, An autocorrelator 30, an average speed calculator 31, a variance calculator 32, and a power calculator 33. Analog-to-digital converter 28 and MTI filter 29
As with the mixer 24 and the low-pass filter 26, two systems, a and b, are provided.
【００２７】ところでドップラ偏移周波数（ｆd ）を計
測するためには、図３を参照して説明した通り、超音波
プローブ１１から被検体に対して、まず、Ａの方向に超
音波パルスを例えば２０回繰り返し送受信する。これが
終わると今度はＢの方向に同じように超音波パルスを２
０回繰り返し送受信する。以下同様にＺの方向まで順番
に２０回ずつ送受信を繰り返していく。In order to measure the Doppler shift frequency (fd), first, as described with reference to FIG. Transmit and receive 20 times repeatedly. When this is completed, the ultrasonic pulse is applied in the direction of B in the same manner for 2 times.
Transmit and receive 0 times repeatedly. Hereinafter, similarly, transmission and reception are repeated 20 times sequentially in the Z direction.
【００２８】１回の送受信で得られるエコー信号から直
交位相検波によってドップラ信号を取り出し、この取り
出したドップラ信号を例えば５mm間隔に相当するサンプ
リング周波数でサンプリングし、そして量子化してか
ら、リアルタイムなハイパスフィルタとして動作するＭ
ＴＩフィルタ２９に送り込む。A Doppler signal is extracted from the echo signal obtained by one transmission / reception by quadrature phase detection, and the extracted Doppler signal is sampled at a sampling frequency corresponding to, for example, 5 mm intervals, quantized, and then subjected to a real-time high-pass filter. M that works as
It is sent to the TI filter 29.
【００２９】そして、ＭＴＩフィルタ２９で、同じサン
プル点に関する２０個のデータを時間軸に沿って並べ、
このデータ列から心臓壁等の比較的速度の遅い低周波成
分（クラッタ成分）を除去し、そして血球等の比較的速
度の速い高周波成分（血流成分）だけを抽出する。Then, the MTI filter 29 arranges 20 data items relating to the same sample point along the time axis.
From this data sequence, a relatively low-speed low-frequency component (clutter component) such as a heart wall is removed, and only a relatively high-speed high-frequency component (blood flow component) such as blood cells is extracted.
【００３０】このＭＴＩフィルタ２９は、ＩＩＲ型又は
ＦＩＲ型のディジタルフィルタであり、オペレータによ
りコンソール２０を介して入力されるコマンドに従っ
て、係数列のパターンを変えて、カットオフ周波数（ｆ
cut ）を任意に変更できるようになっている。The MTI filter 29 is an IIR type or FIR type digital filter. The MTI filter 29 changes the pattern of the coefficient sequence in accordance with a command input by the operator via the console 20, and changes the cutoff frequency (f
cut) can be changed arbitrarily.
【００３１】ＭＴＩフィルタ２９を通過した血流成分
（高周波成分）を有するデータ列を、自己相関器３０に
より周波数解析することにより、ドップラ偏移周波数
（ｆd ）が計算される。このドップラ偏移周波数（ｆd
）は、血流の平均速度、速度の分散、主に血流量を反
映しているパワーを計算するために平均速度演算部３
１、分散演算部３２、パワー演算部３３にそれぞれ供給
される。これら平均速度、分散、パワー信号は、表示ユ
ニット４５に送られ、カラーディジタル・スキャン・コ
ンバータ（ＤＳＣ）３５と、カラー情報変換ユニット３
６と、マルチプレクサ３７と、ディジタル・アナログ・
コンバータ３８とを順に介してカラーディスプレイ３９
にカラーで表示される。A data sequence having a blood flow component (high-frequency component) that has passed through the MTI filter 29 is subjected to frequency analysis by the autocorrelator 30 to calculate a Doppler shift frequency (fd). This Doppler shift frequency (fd
) Is an average speed calculation unit 3 for calculating the average speed of the blood flow, the dispersion of the speed, and the power mainly reflecting the blood flow.
1, are supplied to the distributed computing unit 32 and the power computing unit 33, respectively. These average speed, variance and power signals are sent to a display unit 45, and a color digital scan converter (DSC) 35 and a color information conversion unit 3
6, a multiplexer 37, a digital / analog
A color display 39 via a converter 38 in sequence
Is displayed in color.
【００３２】次に本実施例の特徴的な部分である自己相
関器コントローラ４０について説明する。図４を参照し
て説明した通り、ＭＴＩフィルタ２９の出力にはデータ
列の初期段階に過渡応答が見られる。この過渡応答の影
響を避けるため、ＭＴＩフィルタ２９から出力される同
じサンプル点に関する２０個分のデータ列の全てを対象
に自己相関器３０で周波数解析にかけるのではなく、過
渡応答を示す初期段階を除く、後方部分の幾つかのデー
タを使って周波数解析を行っている。Next, the autocorrelator controller 40 which is a characteristic part of the present embodiment will be described. As described with reference to FIG. 4, the output of the MTI filter 29 has a transient response in the initial stage of the data string. In order to avoid the influence of the transient response, an autocorrelator 30 does not perform a frequency analysis on all of the 20 data strings related to the same sample point output from the MTI filter 29, but an initial stage showing the transient response. The frequency analysis is performed using some data in the rear part except for.
【００３３】従来では、実際にはＭＴＩフィルタ２９の
過渡応答が弱く表れる（過渡応答期間が短い）場合も、
過渡応答が強く表れる（過渡応答期間が短い）場合も、
自己相関器２９で周波数解析に使用するデータの個数
は、一律に例えば１４個に固定していたため、過渡応答
の影響を受けていない又は十分少ないデータまで廃棄す
ることになって、周波数解析の精度が不必要に低下され
てしまったり、また逆に過渡応答の影響が残っているデ
ータまで周波数解析に使用してしまって誤差が生じてし
まうという不具合が生じていた。Conventionally, when the transient response of the MTI filter 29 actually appears weak (the transient response period is short),
If the transient response is strong (the transient response period is short),
Since the number of data used for frequency analysis in the autocorrelator 29 is fixed to, for example, 14 uniformly, even data that is not affected by the transient response or that is sufficiently small is discarded, and the accuracy of the frequency analysis is reduced. Unnecessarily reduced, and conversely, data having the effect of the transient response remaining is used for frequency analysis, causing an error.
【００３４】これに対して本実施例では、自己相関器コ
ントローラ４０により、過渡応答の程度（出力が比較的
安定するまでの期間長）に従って、自己相関器３０で自
己相関演算に使用するデータの個数（又は除去されるデ
ータ数）を適当に調整することにより、上述のような不
具合を解決しようとするものである。On the other hand, in the present embodiment, the autocorrelator controller 40 uses the autocorrelator 30 according to the degree of the transient response (the period length until the output becomes relatively stable) to calculate the data used in the autocorrelation operation. The problem described above is intended to be solved by appropriately adjusting the number (or the number of data to be removed).
【００３５】自己相関器コントローラ４０では、過渡応
答の程度を、パルス繰り返し周波数（ＰＲＦ）に対する
ＭＴＩフィルタ２９のカットオフ周波数（ｆcut ）の比
（ｆcut ／ＰＲＦ）により推定している。The autocorrelator controller 40 estimates the degree of the transient response by the ratio (fcut / PRF) of the cut-off frequency (fcut) of the MTI filter 29 to the pulse repetition frequency (PRF).
【００３６】図２に自己相関器コントローラ４０の制御
によって、自己相関器３０で周波数解析に使用するデー
タ個数を変化させている様子を示している。この制御は
例えば次のように行われる。FIG. 2 shows how the number of data used for frequency analysis is changed by the autocorrelator 30 under the control of the autocorrelator controller 40. This control is performed, for example, as follows.
【００３７】まず、図２（ａ）に示すように、パルス繰
り返し周波数（ＰＲＦ）に対するＭＴＩフィルタ２９の
カットオフ周波数（ｆcut ）の比（ｆcut ／ＰＲＦ）
が、所定の下限値（ＲＡＴＩＯlow ）から上限値（ＲＡ
ＴＩＯhigh）までの標準的範囲に含まれるとき、ＭＴＩ
フィルタ２９から出力される同じサンプル点に関する２
０個分のデータ列の中の後方部分の例えば１４個のデー
タを使って周波数解析を行うように、自己相関器コント
ローラ４０から自己相関器３０に制御が行われる。First, as shown in FIG. 2A, the ratio (fcut / PRF) of the cut-off frequency (fcut) of the MTI filter 29 to the pulse repetition frequency (PRF).
Is from a predetermined lower limit (RATIOlow) to an upper limit (RA
MTI when included in the standard range up to TIO high)
2 for the same sample point output from filter 29
The autocorrelator controller 40 controls the autocorrelator 30 so as to perform frequency analysis using, for example, 14 data in the rear part of the zero data string.
【００３８】次に、図２（ｂ）に示すように、パルス繰
り返し周波数（ＰＲＦ）に対するＭＴＩフィルタ２９の
カットオフ周波数（ｆcut ）の比（ｆcut ／ＰＲＦ）
が、所定の下限値（ＲＡＴＩＯlow ）より低いとき、過
渡応答期間が長いものとして、図２（ａ）の場合より少
ないＭＴＩフィルタ２９から出力される同じサンプル点
に関する２０個分のデータ列の中の後方部分の例えば１
０個のデータを使って周波数解析を行うように、自己相
関器コントローラ４０から自己相関器３０に制御が行わ
れる。Next, as shown in FIG. 2B, the ratio (fcut / PRF) of the cut-off frequency (fcut) of the MTI filter 29 to the pulse repetition frequency (PRF).
Is lower than a predetermined lower limit value (RATIOlow), it is determined that the transient response period is long, and the number of data points in the 20 data strings for the same sample point output from the MTI filter 29 less than in the case of FIG. Rear part, for example 1
The autocorrelator controller 40 controls the autocorrelator 30 so that frequency analysis is performed using zero data.
【００３９】そして、図２（ｃ）に示すように、パルス
繰り返し周波数（ＰＲＦ）に対するＭＴＩフィルタ２９
のカットオフ周波数（ｆcut ）の比（ｆcut ／ＰＲＦ）
が、所定の上限値（ＲＡＴＩＯhigh）より高いとき、過
渡応答期間が短いものとして、図２（ａ）の場合より多
いＭＴＩフィルタ２９から出力される同じサンプル点に
関する２０個分のデータ列の中の後方部分の例えば１７
個のデータを使って周波数解析を行うように、自己相関
器コントローラ４０から自己相関器３０に制御が行われ
る。Then, as shown in FIG. 2C, the MTI filter 29 for the pulse repetition frequency (PRF)
Of cut-off frequency (fcut) (fcut / PRF)
Is higher than a predetermined upper limit value (RATIOhigh), the transient response period is assumed to be short, and the number of the same sample points output from the MTI filter 29 output from the MTI filter 29 is larger than in the case of FIG. Rear part, for example, 17
The autocorrelator controller 40 controls the autocorrelator 30 so as to perform the frequency analysis using the data.
【００４０】以上のように本実施形態では、ＭＴＩフィ
ルタ２９から出力されるデータ列の中の自己相関器３０
で周波数解析に使用するデータ個数を、パルス繰り返し
周波数（ＰＲＦ）に対するＭＴＩフィルタ２９のカット
オフ周波数の比に基づいて適当に変化させることによ
り、過渡応答の影響を受けていない又は十分少ないデー
タまで廃棄することに起因して周波数解析の精度が不必
要に低下されてしまったり、逆に、過渡応答の影響が残
っているデータまで周波数解析に使用して誤差を招いて
しまったりという問題を解決して、ハイパスフィルタの
過渡応答の影響を効率よく回避することができるように
なる。As described above, in the present embodiment, the autocorrelator 30 in the data string output from the MTI filter 29 is used.
By appropriately changing the number of data used for frequency analysis based on the ratio of the cut-off frequency of the MTI filter 29 to the pulse repetition frequency (PRF), data that is not affected by the transient response or that is sufficiently small is discarded. To solve the problem that the accuracy of the frequency analysis is unnecessarily reduced due to this, and conversely, the data that has the effect of the transient response is used for the frequency analysis, causing an error. Thus, the effect of the transient response of the high-pass filter can be efficiently avoided.
【００４１】本発明は、上述してきたような実施形態に
限定されることなく、種々変形して実施可能であること
は言うまでもない。例えば、上記実施形態では自己相関
器３０で自己相関関数を求めるために使用するデータの
個数（除去されるデータ数）をパルス繰り返し周波数と
ＭＴ１フィルタのカットオフ周波数との比からのみで決
定したが、ＭＴＩフィルタ２９に入力されるデータの数
もその考慮に入れても良い。It goes without saying that the present invention is not limited to the embodiments described above, but can be implemented in various modifications. For example, in the above embodiment, the number of data (the number of data to be removed) used for obtaining the autocorrelation function in the autocorrelator 30 is determined only from the ratio between the pulse repetition frequency and the cutoff frequency of the MT1 filter. , MTI filter 29 may be taken into account.
【００４２】[0042]
【発明の効果】パルス繰り返し周波数に対するハイパス
フィルタのカットオフ周波数の比に、ハイパスフィルタ
の過渡応答の程度（長短）は依存しており、従って本発
明のようにハイパスフィルタから出力されるデータ列の
中の周波数解析に使用するデータ個数を、パルス繰り返
し周波数に対するハイパスフィルタのカットオフ周波数
の比に基づいて変化させることにより、過渡応答の影響
を受けていない又は十分少ないデータまで廃棄すること
に起因して周波数解析の精度が不必要に低下されてしま
ったり、逆に、過渡応答の影響が残っているデータまで
周波数解析に使用して誤差を招いてしまったりという問
題を解決して、ハイパスフィルタの過渡応答の影響を効
率よく回避することができるようになる。The degree (long / short) of the transient response of the high-pass filter depends on the ratio of the cut-off frequency of the high-pass filter to the pulse repetition frequency. By changing the number of data used for the frequency analysis during the operation based on the ratio of the cut-off frequency of the high-pass filter to the pulse repetition frequency, data that is not affected by the transient response or is discarded until the data is sufficiently small To solve the problem that the accuracy of the frequency analysis is unnecessarily degraded, and conversely, the data that is affected by the transient response is used for the frequency analysis to cause an error. The effect of the transient response can be efficiently avoided.
【図１】本発明の一実施形態に係る超音波診断装置の構
成を示すブロック図。FIG. 1 is a block diagram showing a configuration of an ultrasonic diagnostic apparatus according to one embodiment of the present invention.
【図２】図１の自己相関器コントローラの制御による周
波数解析に使用するデータ個数の変化を示す図。FIG. 2 is a diagram showing a change in the number of data used for frequency analysis under the control of the autocorrelator controller of FIG. 1;
【図３】セクタスキャンの説明図。FIG. 3 is an explanatory diagram of a sector scan.
【図４】従来の周波数解析に使用するデータ個数を示す
図。FIG. 4 is a diagram showing the number of data used for conventional frequency analysis.
１１…超音波プローブ、 １２…電子走査アナログ部、 １３…プリアンプ、 １４…パルサ、 １５…発振器、 １６…ディレーライン、 １７…加算器、 １８…検波器、 １９…レートパルス発生器、 ２０…コンソール、 ２３…直交位相検波回路、 ２４…ミキサ、 ２５…９０゜移相器、 ２６…ローパスフィルタ、 ２７…ＭＴＩ演算部、 ２８…アナログ・ディジタル・コンバータ、 ２９…ＭＴＩフィルタ（ハイパスフィルタ）、 ３０…自己相関器、 ３１…平均速度演算部、 ３２…分散演算部、 ３３…パワー演算部、 ３４…白黒ディジタル・スキャン・コンバータ、 ３５…カラーディジタル・スキャン・コンバータ、 ３６…カラー情報変換ユニット、 ３７…マルチプレクサ、 ３８…ディジタル・アナログ・コンバータ、 ３９…カラーディスプレイ、 ４０…自己相関器コントローラ、 ４５…表示ユニット。 11: Ultrasonic probe, 12: Electronic scanning analog section, 13: Preamplifier, 14: Pulser, 15: Oscillator, 16: Delay line, 17: Adder, 18: Detector, 19: Rate pulse generator, 20: Console , 23: Quadrature phase detection circuit, 24: Mixer, 25: 90 ° phase shifter, 26: Low-pass filter, 27: MTI operation unit, 28: Analog-to-digital converter, 29: MTI filter (high-pass filter), 30 ... Autocorrelator, 31: average speed calculation unit, 32: dispersion calculation unit, 33: power calculation unit, 34: monochrome digital scan converter, 35: color digital scan converter, 36: color information conversion unit, 37 ... Multiplexer, 38 ... Digital-to-analog converter, 39 ... Color Play, 40 ... self-correlator controller, 45 ... display unit.
Claims (6)
ルスを繰り返し被検体に送受信し、この送受信により収
集されたエコー信号から移動体の反射成分に関するドッ
プラ信号を検波し、このドップラ信号からハイパスフィ
ルタにより高周波成分を取り出し、この高周波成分を周
波数解析にかけて前記移動体の移動情報を取得する超音
波診断装置において、前記ハイパスフィルタから出力さ
れるデータ列の中の前記周波数解析に使用するデータ個
数を、前記パルス繰り返し周波数に対する前記ハイパス
フィルタのカットオフ周波数の比に基づいて変化させる
ことを特徴とする超音波診断装置。An ultrasonic pulse is repeatedly transmitted to and received from a subject in accordance with a pulse repetition frequency, a Doppler signal relating to a reflected component of a moving object is detected from echo signals collected by the transmission and reception, and a high-frequency component is detected from the Doppler signal by a high-pass filter. In an ultrasonic diagnostic apparatus that obtains movement information of the moving object by performing frequency analysis on the high-frequency component, the number of data used for the frequency analysis in a data string output from the high-pass filter is determined by the pulse repetition. An ultrasonic diagnostic apparatus that changes the frequency based on a ratio of a cutoff frequency of the high-pass filter to a frequency.
波数解析に使用するデータ個数を、前記比が前記所定値
より小さいときの前記周波数解析に使用するデータ個数
よりも少なくすることを特徴とする請求項１記載の超音
波診断装置。2. The method according to claim 1, wherein the number of data used for the frequency analysis when the ratio is larger than a predetermined value is smaller than the number of data used for the frequency analysis when the ratio is smaller than the predetermined value. The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1, wherein
波数解析に使用するデータ個数を、前記比が前記所定値
より大きいときの前記周波数解析に使用するデータ個数
よりも多くすることを特徴とする請求項１記載の超音波
診断装置。3. The method according to claim 2, wherein the number of data used for the frequency analysis when the ratio is smaller than a predetermined value is larger than the number of data used for the frequency analysis when the ratio is larger than the predetermined value. The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1, wherein
周波数解析に使用するデータ個数を基準個数に設定し、
前記比が前記基準範囲を超過するとき、前記周波数解析
に使用するデータ個数を前記基準個数よりも少なくし、
前記比が前記基準範囲を下回るとき、前記周波数解析に
使用するデータ個数を前記基準個数よりも多くすること
を特徴とする請求項１記載の超音波診断装置。4. When the ratio is within a reference range, the number of data used for the frequency analysis is set to a reference number,
When the ratio exceeds the reference range, the number of data used for the frequency analysis is less than the reference number,
2. The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1, wherein when the ratio is lower than the reference range, the number of data used for the frequency analysis is set to be larger than the reference number.
し、この送受信により収集されたエコー信号から移動体
の反射成分に関するドップラ信号を検波し、このドップ
ラ信号からハイパスフィルタにより高周波成分を取り出
し、この高周波成分を周波数解析にかけて前記移動体の
移動情報を取得する超音波診断装置において、前記ハイ
パスフィルタから出力されるデータ列の中の前記周波数
解析に使用するデータ個数を、前記ハイパスフィルタの
過渡応答に基づいて変化させることを特徴とする超音波
診断装置。5. An ultrasonic pulse is repeatedly transmitted and received to and from a subject, a Doppler signal related to a reflected component of a moving object is detected from an echo signal collected by the transmission and reception, and a high-frequency component is extracted from the Doppler signal by a high-pass filter. In an ultrasonic diagnostic apparatus that obtains movement information of the moving object by performing frequency analysis on a high-frequency component, the number of data used for the frequency analysis in a data string output from the high-pass filter is used as a transient response of the high-pass filter. An ultrasonic diagnostic apparatus characterized in that the ultrasonic diagnostic apparatus is changed on the basis of:
し、この送受信により収集されたエコー信号から移動体
の反射成分に関するドップラ信号を検波し、このドップ
ラ信号からハイパスフィルタにより高周波成分を取り出
し、この高周波成分を周波数解析にかけて前記移動体の
移動情報を取得する超音波診断装置において、前記ハイ
パスフィルタから出力されるデータ列の中の前記周波数
解析に使用するデータ個数が可変であることを特徴とす
る超音波診断装置。6. An ultrasonic pulse is repeatedly transmitted / received to / from the subject, a Doppler signal relating to a reflected component of the moving object is detected from the echo signals collected by the transmission / reception, and a high-frequency component is extracted from the Doppler signal by a high-pass filter. In an ultrasonic diagnostic apparatus that obtains movement information of the moving object by performing frequency analysis on a high-frequency component, the number of data used for the frequency analysis in a data string output from the high-pass filter is variable. Ultrasound diagnostic equipment.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP12583097A JPH10314171A (en) | 1997-05-15 | 1997-05-15 | Ultrasonic diagnostic device |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP12583097A JPH10314171A (en) | 1997-05-15 | 1997-05-15 | Ultrasonic diagnostic device |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH10314171A true JPH10314171A (en) | 1998-12-02 |
Family
ID=14920005
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP12583097A Pending JPH10314171A (en) | 1997-05-15 | 1997-05-15 | Ultrasonic diagnostic device |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH10314171A (en) |
Cited By (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US9044542B2 (en) | 2007-12-21 | 2015-06-02 | Carticept Medical, Inc. | Imaging-guided anesthesia injection systems and methods |
| US9067015B2 (en) | 2007-12-21 | 2015-06-30 | Carticept Medical, Inc. | System for injecting fluids in a subject |
| US9398894B2 (en) | 2007-12-21 | 2016-07-26 | Carticept Medical, Inc. | Removable cassette for articular injection system |
| JP2018121807A (en) * | 2017-01-31 | 2018-08-09 | 株式会社日立製作所 | Transmission and reception method using ultrasonic probe, ultrasonic transducer, and ultrasonic diagnosis apparatus |
| JP2019528895A (en) * | 2016-09-16 | 2019-10-17 | アンスティチュ ナショナル ドゥ ラ サンテ エ ドゥ ラ ルシェルシュ メディカル | Method and associated apparatus for imaging a sample with blood |
-
1997
- 1997-05-15 JP JP12583097A patent/JPH10314171A/en active Pending
Cited By (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US9044542B2 (en) | 2007-12-21 | 2015-06-02 | Carticept Medical, Inc. | Imaging-guided anesthesia injection systems and methods |
| US9067015B2 (en) | 2007-12-21 | 2015-06-30 | Carticept Medical, Inc. | System for injecting fluids in a subject |
| US9398894B2 (en) | 2007-12-21 | 2016-07-26 | Carticept Medical, Inc. | Removable cassette for articular injection system |
| JP2019528895A (en) * | 2016-09-16 | 2019-10-17 | アンスティチュ ナショナル ドゥ ラ サンテ エ ドゥ ラ ルシェルシュ メディカル | Method and associated apparatus for imaging a sample with blood |
| JP2018121807A (en) * | 2017-01-31 | 2018-08-09 | 株式会社日立製作所 | Transmission and reception method using ultrasonic probe, ultrasonic transducer, and ultrasonic diagnosis apparatus |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| JP3746115B2 (en) | Ultrasonic diagnostic equipment | |
| US20070038086A1 (en) | Ultrasonic diagnostic apparatus and method of ultrasonic measurement | |
| JPH0120899B2 (en) | ||
| JPH03224552A (en) | Ultrasonic diagnostic device | |
| JP3093823B2 (en) | Ultrasound Doppler diagnostic device | |
| US5501224A (en) | Ultrasonic diagnostic apparatus | |
| JP3866368B2 (en) | Ultrasonic diagnostic equipment | |
| JP4381028B2 (en) | Ultrasonic diagnostic equipment | |
| JPH10165400A (en) | Ultrasonic diagnostic device | |
| JPS6253182B2 (en) | ||
| JPH10314171A (en) | Ultrasonic diagnostic device | |
| JP3238467B2 (en) | Ultrasound Doppler diagnostic device | |
| JPH10314166A (en) | Ultrasonic diagnostic device | |
| JPH03261466A (en) | Ultrasonic diagnostic device | |
| JPH0368694B2 (en) | ||
| Kasai et al. | Real‐time blood‐flow imaging system using ultrasonic doppler techniques | |
| JPH0475645A (en) | Ultrasonic diagnostic device | |
| JP2856471B2 (en) | Ultrasound diagnostic equipment | |
| JP2703943B2 (en) | Ultrasound diagnostic equipment | |
| JPH07236640A (en) | Ultrasonic diagnosing device | |
| JP2653141B2 (en) | Ultrasound diagnostic equipment | |
| JPH11104135A (en) | Ultrasonic diagnostic device | |
| JP3142282B2 (en) | Ultrasound diagnostic equipment | |
| JPH03272751A (en) | Ultrasonic diagnostic device | |
| Stevens | Measurement of blood flow using Doppler-shifted ultrasound |