JPS608822B2 - Ultrasound diagnostic equipment - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】 本発明は、超音波パルスを生体内に発射しその反射波か
ら生体内情報を検出する方式の超音波診断装置に係わり
、特に生体内の血流の状態等動きのあるものを観測する
超音波診断装置に関する。DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION The present invention relates to an ultrasonic diagnostic device that emits ultrasonic pulses into a living body and detects in-vivo information from the reflected waves. It relates to an ultrasonic diagnostic device that observes something.

従来から知られている電子走査形超音波診断装置は、生
体内において超音波ビームの高速走査ができる為０臓等
動きのある内臓の観測が可能である。しかし、動くもの
でも例えば血液はこれからの反射が極めて弱いため、上
記のような装置によって皿流を観測することは困難であ
った。一方、血流を検出する方法としては、超音波ドッ
プラ法が一般に知られている。Conventionally known electronic scanning ultrasonic diagnostic devices are capable of high-speed scanning of ultrasonic beams within a living body, making it possible to observe moving internal organs such as viscera. However, since moving objects, such as blood, have extremely weak reflections, it has been difficult to observe dish flow using the above-mentioned device. On the other hand, the ultrasound Doppler method is generally known as a method for detecting blood flow.

この方法は、超音波の送受波方向に反射体が動いている
と、ドップラ効果によりその速度に比例して反射超音波
の周波数が変化するので、この周波数変化を検出するこ
とによって、超音波の送受波方向の反射体の速度を求め
る方法である。この方法によれば反射体の移動速度の超
音波送受波方向成分は求まるが、この方向と垂直な方向
の速度成分を求めることはできない。ところが、生体中
の血管や心臓内の血流等は体表にほぼ平行な場合が多い
。例えば、第１図ａは人体の肝臓部分の断面図であるが
、肝臓１内の肝静脈２は体表（腹壁）３にほぼ平行とな
っており＼肝静脈２内を血液は矢印方向、即ち体表３と
ほぼ平行に流れる。尚、４は皮下組織である。又、第１
図ｂは人体の心臓部分の断面図であるが、心臓５内の左
心房６から左心室７に入り大動脈に流出する血液は矢印
のように、体表（胸壁）８に対してほぼ平行に流れる。
尚、９は助骨、１０は皮下組織である。したがって、上
記超音波ドップラ法によって流速を求めるには、体表の
垂線に対して斜め方向から超音波ビームを入射させる必
要があり、取扱いが不便となる。本発明は、このような
問題点に鑑みてなされたもので、血液の如く生体の体表
に対してほぼ平行に動くような反射体をリアルタイムに
観測できる超音波診断装置を提供することを目的とする
。In this method, when a reflector moves in the direction of transmitting and receiving ultrasound, the frequency of the reflected ultrasound changes in proportion to its speed due to the Doppler effect, so by detecting this frequency change, the ultrasound This method calculates the velocity of the reflector in the wave transmission and reception directions. According to this method, the ultrasonic wave transmission/reception direction component of the moving speed of the reflector can be determined, but the velocity component in the direction perpendicular to this direction cannot be determined. However, blood vessels in a living body, blood flow in the heart, etc. are often substantially parallel to the body surface. For example, Figure 1a is a cross-sectional view of the liver part of the human body, and the hepatic vein 2 in the liver 1 is almost parallel to the body surface (abdominal wall) 3, and blood flows in the hepatic vein 2 in the direction of the arrow. That is, it flows approximately parallel to the body surface 3. Note that 4 is the subcutaneous tissue. Also, the first
Figure b is a cross-sectional view of the human heart. Blood enters the left atrium 6 in the heart 5, enters the left ventricle 7, and flows out to the aorta almost parallel to the body surface (chest wall) 8, as shown by the arrow. flows.
In addition, 9 is a supporting bone, and 10 is a subcutaneous tissue. Therefore, in order to determine the flow velocity using the ultrasonic Doppler method, it is necessary to make the ultrasonic beam incident from an oblique direction with respect to the perpendicular to the body surface, which makes handling inconvenient. The present invention was made in view of these problems, and an object of the present invention is to provide an ultrasonic diagnostic apparatus that can observe in real time a reflector that moves almost parallel to the body surface of a living body, such as blood. shall be.

本発明は、血液等は体表に対してほぼ平行に移動するこ
と、及び超音波診断装置における超音波の送受波方向は
体表にほぼ垂直な方向であることに鑑みてなされたもの
で、電子的に一定の範囲で超音波の走査を行ない１フレ
ーム分毎の断面情報を得−旦メモリに記憶した後、所定
時間後に同様の走査により得られた１フレーム分の断面
情報から上記記憶された１フレーム分の断面情報を差し
引き動態面像を得るものである。このようにすれば、血
液の如く生体の体表に対してほぼ平行に動くような生体
内の反射体が特に良好に観察できる。The present invention was made in consideration of the fact that blood and the like move approximately parallel to the body surface, and that the transmission and reception direction of ultrasound in an ultrasound diagnostic device is approximately perpendicular to the body surface. Ultrasonic waves are scanned electronically in a certain range to obtain cross-sectional information for each frame, which is then stored in a memory. After a predetermined period of time, the cross-sectional information for one frame obtained by the same scan is used to obtain the cross-sectional information for each frame. A dynamic surface image is obtained by subtracting one frame's worth of cross-sectional information. In this way, in-vivo reflectors such as blood that move approximately parallel to the body surface of the living body can be particularly well observed.

即ち、生体内のほとんど動かない反射体は断面情報の差
し引き処理により消される。又、生体内で体表に対して
ほぼ垂直、したがって超音波の送受波方向に対してほぼ
平行に動く反射体は超音波の反射波が弱くなることがあ
り、良く観測できないこともある。しかし、上記の如く
血液の如きは体表に対してほぼ平行に動くのでこれから
は常に良好な反射波が得られ、したがって血流等が強調
された良質の動態断面像が得られ、動態観測が可能とな
った。まず、本発明の原理について述べる。That is, reflectors that hardly move within the living body are eliminated by subtraction processing of cross-sectional information. Further, in a living body, a reflector that moves approximately perpendicular to the body surface, and thus approximately parallel to the direction of transmission and reception of ultrasound waves, may cause reflected ultrasound waves to become weak and may not be observed well. However, as mentioned above, since blood moves almost parallel to the body surface, a good reflected wave is always obtained, and therefore a high-quality dynamic cross-sectional image with emphasis on blood flow etc. can be obtained, and dynamic observation is possible. It has become possible. First, the principle of the present invention will be described.

第２図に示すように、容器１１に水１２を満たし、その
中に例えば「計測と制御」ｖｏｕ６、Ｎｏ．１２、ｐ．
１１〜１７（１９７７）に記載されている如きリニア電
子走査形超音波診断装置用の探触子１３を入れ、その超
音波振動子配設面が水面下に入り超音波ビーム１４が下
方に送波されるように保持される。図に示す如く或る時
刻にＰ点に反射体があったとする。尚、第１図において
、探触子１３の超音波振動子配設面で左方から右方にｘ
鞭をとり、この配設面から垂直下方にｙ軸をとる。そし
て、反射体が最初あった位置をｘ＝０とする。まず、最
も左方の超音波振動子から超音波ビーム１４が送波され
同じ方向からの反射波が再びこの振動子により受波され
る。As shown in FIG. 2, a container 11 is filled with water 12, and therein, for example, "Measurement and Control" vou 6, No. 12, p.
11-17 (1977) is inserted, and the ultrasonic transducer mounting surface enters below the water surface and the ultrasonic beam 14 is transmitted downward. It is held like a wave. Assume that there is a reflector at point P at a certain time as shown in the figure. In addition, in FIG. 1, from the left to the right on the ultrasonic transducer installation surface of the probe
Take a whip and take the y-axis vertically downward from this installation surface. Then, let x=0 be the position where the reflector was initially located. First, the ultrasonic beam 14 is transmitted from the leftmost ultrasonic transducer, and a reflected wave from the same direction is received by this transducer again.

次にその右の振動子が同様に騒動され超音波の送受波が
なされる。以下同様に順次駆動される振動子が最右端ま
で切り替えられて１フレーム分の断面情報が得られる。
再び最左端の振動子が駆動され同様にして第２フレーム
の断面情報が得られる。このように順次リニア走査によ
り１フレーム分毎の断面情報が得られる。或るフレーム
でｉ番目の走査線上の中央（Ｐ点）に反射体があったと
し、この反射体は移動速度ｖでｘの正の方向に動き、次
のフレームでは同じｉ番目の走査線上のパルスが放射さ
れたときにはｘ方向に△ｘだレナ動いていたとする。と
ころで、超音波ビームはその中心軸（ｘ＝０）に対して
第３図に示すような幅のある送受波感度特性を持ってい
る。Next, the transducer on the right is similarly agitated to send and receive ultrasonic waves. Thereafter, the vibrators that are sequentially driven in the same manner are switched to the rightmost end, and one frame's worth of cross-sectional information is obtained.
The leftmost vibrator is driven again, and cross-sectional information of the second frame is obtained in the same manner. In this way, cross-sectional information for each frame is obtained by sequential linear scanning. Suppose that there is a reflector at the center (point P) on the i-th scanning line in a certain frame, this reflector moves in the positive direction of x at a moving speed v, and in the next frame Suppose that when the pulse was emitted, it was moving △x in the x direction. Incidentally, an ultrasonic beam has a transmitting/receiving sensitivity characteristic with a width as shown in FIG. 3 with respect to its central axis (x=0).

即ち、矩形振動子では感度曲線の最大感度をＶｏとする
と、ｖ＝ｖ。That is, in a rectangular vibrator, if the maximum sensitivity of the sensitivity curve is Vo, then v=v.

（晋）・・・・・・．・…ｚ三窯Ｘ・…・…剛 で表わされる。(Jin)・・・・・・・・・・…zthree kilns X…Tsuyoshi It is expressed as

ここで、入は超音波の波長、Ｄは超音波振動子の閉口（
アパチャ）、ｙは振動子表面からＰ点までの距離である
。ｘ＝０に最も近いＶ＝０となるｘの値は×＝入ｙ／Ｄ
であり、これは方位分解能×。（＝入ｙ／Ｄ）に相当す
る。又、中央の感度の大きい部分はメインローブと呼ば
れ、その両側の感度の小さい部分はサイドローブと呼ば
れているが、そのサイドローブの極大感度はメインロー
ブの極大感度Ｖｏの５％以下である。第３図の感度曲線
から明らかな如く、ｘ＝０よりのずれ△×がＸｏより小
さい範囲では、その受信信号レベルの差（Ｖｏ−Ｖ）は
△×が大きくなると共に増加し、ふより大きくなると（
Ｖ。Here, entrance is the wavelength of the ultrasound, and D is the closure of the ultrasound transducer (
aperture), y is the distance from the vibrator surface to point P. The value of x that makes V=0 closest to x=0 is x=in y/D
This is the azimuth resolution×. (=input y/D). Also, the part with high sensitivity in the center is called the main lobe, and the parts with low sensitivity on either side are called side lobes, but the maximum sensitivity of the side lobe is less than 5% of the maximum sensitivity Vo of the main lobe. be. As is clear from the sensitivity curve in Figure 3, in the range where the deviation △x from x = 0 is smaller than Xo, the difference in received signal level (Vo - V) increases as △x increases, and becomes larger than normal. Then (
V.

−Ｖ）はほぼ一定となる。したがって、先にｘ＝０の位
置で超音波走査を行なったときこの走査線上Ｐ点にあっ
た反射体が、所定時間後この位置の走査を行なったとき
Ｐ′点に移っていたとし、その間の距離△×が大体Ｘｏ
より小さければ差信号は△×と共に増加し、Ｘｏより大
きくなれば最大値でほぼ一定（約Ｖｏ）となる。このよ
うに、フレーム毎の超音波走査を行ない２フレーム間の
断面情報の差信号を得、これによって輝度変調し断面像
を表示すれば静止した物体はほとんど表示されず、動い
ている物体だけが表示され、しかも△ｘが０からふまで
は△×の大きい程、即ち移動速度ｖが大きい程強く表示
されることになる。-V) becomes almost constant. Therefore, it is assumed that the reflector that was at point P on this scanning line when ultrasonic scanning was first performed at the position x = 0 had moved to point P' when scanning this position after a predetermined time, and The distance △× is approximately Xo
If it is smaller, the difference signal increases with Δx, and if it is larger than Xo, it becomes almost constant at the maximum value (about Vo). In this way, by performing ultrasonic scanning for each frame to obtain a difference signal of cross-sectional information between two frames, and using this to modulate the brightness and display a cross-sectional image, stationary objects will hardly be displayed, and only moving objects will be displayed. In addition, the larger △x is from 0 to 5, that is, the larger the moving speed v is, the more strongly it is displayed.

したがって、動いている物体を強調して表示又は記録で
きる。尚、上記第２図、第３図による説明では水中に物
体（反射体）が移動するとして述べたが、生体は水中と
ほぼ同機に考えられ移動物体は血液又は血球の流れと考
えることができる。今、１フレームの走査に要する時間
、即ち超音波が或るｉ番目の走査線の位置で送受波され
、次に再び同じｉ番目の走査線の位置で送受波されるま
での時間をＴ、フレーム数をＦとすればＴ＝１／Ｆであ
り、△ｘは次のようになる。Therefore, moving objects can be displayed or recorded with emphasis. In addition, in the explanation using Figures 2 and 3 above, it was stated that an object (reflector) moves in water, but a living body can be considered to be almost the same as underwater, and a moving object can be thought of as a flow of blood or blood cells. . Now, the time required for scanning one frame, that is, the time required for ultrasonic waves to be transmitted and received at a certain i-th scanning line position, and then transmitted and received again at the same i-th scanning line position, is T, If the number of frames is F, then T=1/F, and Δx is as follows.

△ｘ＝ｖ・Ｔ＝ｖ／Ｆ……｛３’ 一方、１フレームの走査に要する時間Ｔに、反射体の移
動する距離が大きいと特に反射体が多数ある場合には反
射体の動きを把握することが困難となるが、その限度を
ＭＸｏとする。△x=v・T=v/F...{3' On the other hand, if the distance the reflector moves is long in the time T required to scan one frame, especially if there are many reflectors, the movement of the reflector will be Although it is difficult to understand, the limit is defined as MXo.

又上述のように反射体が充分強く表示される△×の最小
値はほぼべであるから、反射体を良好に表示する△×の
範囲として次の不等号が成り立つ。Ｘ。Furthermore, as described above, since the minimum value of Δx at which the reflector is displayed sufficiently strongly is approximately the same, the following inequality holds true as the range of Δx at which the reflector is displayed satisfactorily. X.

ミｘＳＭＫ。…・・・‘４）あるいはフレーム数の範囲
は、｛３’式を代入して敵。Mix x SMK. ...'4) Or the frame number range is the enemy by substituting the formula {3'.

≦Ｆ≦史・・・・・側第４図において、機軸に反射体の
移動速度ｖを、縦鞠にフレーム数Ｆ〔ｆｒａｍｅｓ／ｓ
〕をとり、良好に反射体を表示、記録できる範囲を斜線
で示す。≦F≦History... side In Fig. 4, the moving speed v of the reflector is shown as the machine axis, and the number of frames F [frames/s] is shown as the vertical axis.
], and the range where the reflector can be displayed and recorded well is shown with diagonal lines.

但し、Ｘｏ＝３柳、Ｍ＝２とする。したがって、例えば
測定観測しようとする血流速度ｖ及び装置の方位分解能
×。対して第４図の斜線で示された範囲内で適当なフレ
ーム数Ｆを選び、フレーム毎の断面情報の差を順次表示
すれば、血液からの反射が強調されて、リアルタイムで
その速度範囲の皿流動態が良好に観測される。本発明の
一実施例の回路構成を第５図に示す。However, it is assumed that Xo=3 willow and M=2. Therefore, for example, the blood flow velocity v to be measured and observed and the azimuth resolution of the device x. On the other hand, if you select an appropriate number of frames F within the shaded range in Figure 4 and display the differences in cross-sectional information for each frame sequentially, the reflection from blood will be emphasized and the velocity range will be displayed in real time. Dish flow dynamics can be observed well. FIG. 5 shows a circuit configuration of an embodiment of the present invention.

同図において点線で囲んだ部分は従来のリニア走査方式
の電子走査形超音波診断装置と同様の構成である。即ち
、発振周波数ｆの基準パルスを出力する基準発振器３１
の出力は走査制御回路３２に供給される。走査制御回路
３２は送受波回路３３に制御信号を送り、送受波回路３
３は所定の超音波振動子に印加する駆動パルスを探触子
３４に送る。探舷子３４の駆動パルスを印加された超音
波振動子からは超音波ビームが生体内に送波され、その
反射波は再びこれらの振動子により受波される。この反
射信号は送受波回路３３を通って信号処理回路３５にお
いて検波等の信号処理される。信号処理は、走査制御回
路３２の制御の下においてなされる。送受波回路３３は
、通常１個又は複数個の駆動パルス発生回路（パルサー
）と超音波振動子数と同数のスイッチ群とから成る。本
発明のこの実施例においては、基準発振器３１にこの発
振器の発振周波数ｆを変える。In the figure, the portion surrounded by dotted lines has the same configuration as a conventional linear scanning type electronic scanning ultrasonic diagnostic apparatus. That is, the reference oscillator 31 outputs a reference pulse of oscillation frequency f.
The output of is supplied to the scan control circuit 32. The scanning control circuit 32 sends a control signal to the wave transmitting/receiving circuit 33.
3 sends a driving pulse to the probe 34 to be applied to a predetermined ultrasonic transducer. Ultrasonic beams are transmitted into the living body from the ultrasonic transducers to which the driving pulses of the probe 34 are applied, and the reflected waves are received by these transducers again. This reflected signal passes through a wave transmitting/receiving circuit 33 and is subjected to signal processing such as detection in a signal processing circuit 35. Signal processing is performed under the control of the scan control circuit 32. The wave transmitting/receiving circuit 33 usually includes one or more drive pulse generating circuits (pulsars) and a group of switches of the same number as the number of ultrasonic transducers. In this embodiment of the invention, the oscillation frequency f of this oscillator is changed to the reference oscillator 31.

発振周波数切換回路３６が接続されており、又走査制御
回路３２に１フレームを構成する走査線数を変える走査
数制御回路３７が接続されている。又、この実施例では
、信号処理回路３５にて処理された反射信号（連続的ア
ナログ信号）は、ＡＤ変換器３８にてディジタル信号に
変換されフレームメモリ３９に記憶される。１フレーム
分の超音波走査がなされこの１フレーム分の断面情報が
フレームメモリ３９に順次一旦書き込まれる。An oscillation frequency switching circuit 36 is connected to the scan control circuit 32, and a scan number control circuit 37 for changing the number of scan lines constituting one frame is connected to the scan control circuit 32. Further, in this embodiment, the reflected signal (continuous analog signal) processed by the signal processing circuit 35 is converted into a digital signal by the AD converter 38 and stored in the frame memory 39. Ultrasonic scanning for one frame is performed, and cross-sectional information for this one frame is temporarily written into the frame memory 39 in sequence.

次のフレームの走査がなされＡＤ変換器３８にてディジ
タル信号が得られるとフレームメモリ３９に書き込むと
同時にフレームメモリ３９から前フレームの対応する部
分におけるディジタル信号が読み出され、差信号回路４
０‘こおいて前者から後者が差し引かれる。差信号が負
のときは零とする。こうして得られた両フレーム間の差
の断面情報はＤＡ変換器４１によりアナログ信号に変換
されこの信号によって輝度変調されディスプレイ４２に
動態断面像（移動物体が強調された断面像）として表示
される。尚、フレームメモリ３９へのディジタル信号の
書込み、議出し、及びディスプレイ４２の表示は走査制
御回路３２によりタイミングコントロールされる。この
ように順次ディジタル的な断面情報を１フレーム分毎に
一旦記憶しその後の１フレーム分の断面情報からこの記
憶された断面情報を得てディスプレイ４２に表示するこ
とにより、リアルタイムに例えば血流の動態観測が可能
となる。実施例では、さらに信号処理回路の出力そのま
まを利得調整回路４３を通して差信号に重じようしてい
る。このようにすると動きの少ない断面像（例えば心臓
）と強調された移動物体（例えば皿流）が同一画面上で
同時に観測できる。上記実施例では、断面情報をディジ
タル信号に変えディジタル的に差の断面情報を得ている
。しかし、アナログ的に例えば電圧として差の断面情報
を得てもよい。この場合にはＡＤ、ＤＡ変換器は不要と
なる。ところで、上記（５｝式を変形すると次式が得ら
れる。When the next frame is scanned and a digital signal is obtained by the AD converter 38, it is written into the frame memory 39. At the same time, the digital signal in the corresponding part of the previous frame is read out from the frame memory 39, and the difference signal circuit 4
0', the latter is subtracted from the former. When the difference signal is negative, it is set to zero. The thus obtained cross-sectional information of the difference between the two frames is converted into an analog signal by the DA converter 41, the brightness is modulated by this signal, and the display 42 displays a dynamic cross-sectional image (a cross-sectional image in which the moving object is emphasized). Incidentally, the writing and outputting of digital signals to the frame memory 39 and the display on the display 42 are timing-controlled by the scan control circuit 32. In this way, digital cross-sectional information is stored sequentially for each frame, and the stored cross-sectional information is obtained from the subsequent one frame's worth of cross-sectional information and displayed on the display 42, so that, for example, blood flow can be measured in real time. Dynamic observation becomes possible. In the embodiment, the output of the signal processing circuit as it is is passed through the gain adjustment circuit 43 and superimposed on the difference signal. In this way, a cross-sectional image with little movement (for example, the heart) and an emphasized moving object (for example, a dish flow) can be observed simultaneously on the same screen. In the embodiment described above, the cross-sectional information is converted into a digital signal and the cross-sectional information of the difference is obtained digitally. However, cross-sectional information on the difference may be obtained analogously, for example, as a voltage. In this case, AD and DA converters are not required. By the way, by transforming the above equation (5), the following equation is obtained.

′Ｘ。 'X.

ＦＳｖＳＭ×ｆ・・・・・・■この式から或るフレーム
数Ｆに対して、良好に描写される速度ｖの範囲のあるこ
とが理解される。FSvSM×f...■ From this equation, it is understood that for a certain number of frames F, there is a range of speed v that can be well depicted.

例えば、第４図からＦ＝３０〔ｆｒａｍｅｓ／ｓ〕に対
してｖ＝９〜１８〔肌ノｓ〕の速度の反射体は良好に描
写されるが、それより遅いものは輝度が弱くなり、上記
範囲の速度より速い反射体は表示されるがその動きの様
子の把握が困難となる。そこで、フレーム数を変えるこ
とによって逆に反射体の速度を推測できる。For example, from Fig. 4, for F = 30 [frames/s], reflectors with a velocity of v = 9 to 18 [skin] are depicted well, but those slower than that have weak brightness; Reflectors whose speed is faster than the above range are displayed, but it is difficult to understand their movement. Therefore, by changing the number of frames, we can conversely estimate the speed of the reflector.

即ち、フレーム数Ｆを上げていったときに良好に表示さ
れる反射体は比較的移動速度の速い反射体である。上記
の如く基準発振器３１の出力パルス（基準パルス）の繰
返し周波数（レート周波数）はｆであり、今、１フレー
ムを構成する走査線数をＮとすれば通常フレーム数Ｆは
次式で与えられる。Ｆ＝ｆ／Ｎ……〔７ｌ したがってフレーム数を変えるには、■繰返し周波数ｆ
を変える方法と、■１フレ−ムを構成する走査線数Ｎを
変える方法がある。That is, as the number of frames F is increased, reflectors that are displayed well are reflectors that move relatively quickly. As mentioned above, the repetition frequency (rate frequency) of the output pulse (reference pulse) of the reference oscillator 31 is f, and if the number of scanning lines constituting one frame is N, the normal number of frames F is given by the following formula. . F=f/N...[7l Therefore, to change the number of frames, ■repetition frequency f
There are two methods: (1) changing the number N of scanning lines constituting one frame;

第５図の構成において発振周波数切換回路３６は■を、
走査線数制御回路３７は■を、各々変える為にある。発
振周波数切換回路３６は、例えばその出力される繰返し
周波数より充分高い周波数で安定に発振する発振器を基
に、この出力をカウンタでカウントダウンすることによ
って容易に周波数を変えることができる。又、走査線制
御回路３７は例えば走査制御回路３２中のりード・オン
リーメモリ（ＲＯＭ）の端子を選択することによって走
査線数を変えるようにすればよい。リニア走査方式では
、例えば微少角セクタ法（特開昭５１−１２４９１５）
を用いて微少角の角度を種々変えて走査線数を増すこと
ができ、セクタ走査方式の場合には偏向角を細かくする
為にタップ付遅延線のタップの選択位置の組合わせを細
かくすればよい。ＲＯＭを用いれば、このような走査線
数の切換えをＲＯＭの切換え等により容易に行なうこと
ができる。例えばセクタスキャンの場合にはｆを一定と
してＮを小さくすると走査線間隔が広くなるか視野角が
狭くなるかあるいはその両方であるが、そのいずれを選
択するかは自由ですべてＲＯＭに書き込んだ内容で自由
に選択することが容易である。勿論ｆとＮの両方を同時
に変えてもよい。観測しようとする生体内の反射体の移
動速度ｖが速いときには、発振周波数切換回路３６の制
御により基準発振器３１の発振周波数ｆを上げフレーム
数Ｆを高くする。In the configuration shown in FIG. 5, the oscillation frequency switching circuit 36
The scanning line number control circuit 37 is provided to change (1). The oscillation frequency switching circuit 36 is based on, for example, an oscillator that stably oscillates at a frequency sufficiently higher than its output repetition frequency, and can easily change the frequency by counting down the output with a counter. Further, the scanning line control circuit 37 may change the number of scanning lines by selecting a terminal of a read only memory (ROM) in the scanning control circuit 32, for example. In the linear scanning method, for example, the small angle sector method (Japanese Patent Application Laid-Open No. 124915/1989)
The number of scanning lines can be increased by changing the small angle using good. If a ROM is used, such switching of the number of scanning lines can be easily performed by switching the ROM or the like. For example, in the case of sector scanning, if f is kept constant and N is small, the scanning line spacing will become wider, the viewing angle will become narrower, or both, but you are free to choose either of these, and all the contents are written in the ROM. It is easy to choose freely. Of course, both f and N may be changed at the same time. When the moving speed v of the in-vivo reflector to be observed is fast, the oscillation frequency f of the reference oscillator 31 is increased under the control of the oscillation frequency switching circuit 36 to increase the number of frames F.

しかし、超音波速度及び観測する生体内の深度によりそ
の最高周波数には限界があり、これ以上にフレーム数を
高くする為には走査線数制御回路３７の制御によって走
査線数Ｎを下げる。このようにして、比較的速度の速い
反射体をディスプレイ４２上に表示できる。一方、生体
内の比較的速度の遅い反射体を良好に表示する場合には
第４図から明らかなようにフレーム数Ｆを下げる必要が
ある。しかし、フレーム数が下がりすぎるとディスプレ
イ４２の表示面上の断面像のちらつきが大きくなり観測
しにくくなる。そこで、フレーム数を下げないで移動速
度の遅い反射体を表示するには、次に述べるように差し
引く断面情報のフレームを連続する２つでなく離れてい
る２つを用いればよい。これによって第３図における△
×を大きくできる。このようにする為には、第５図の実
施例においてフレームメモリ３９として一般にｎフレー
ムを記憶できるものを用いればよい。However, there is a limit to the maximum frequency depending on the ultrasonic speed and the depth within the living body to be observed, and in order to increase the number of frames beyond this limit, the number of scanning lines N is lowered by controlling the number of scanning lines control circuit 37. In this manner, relatively fast reflectors can be displayed on display 42. On the other hand, in order to properly display a relatively slow-moving reflector inside a living body, it is necessary to reduce the number of frames F, as is clear from FIG. However, if the number of frames decreases too much, the cross-sectional image on the display surface of the display 42 will flicker, making it difficult to observe. Therefore, in order to display a reflector that moves slowly without reducing the number of frames, two separate frames of cross-sectional information to be subtracted should be used instead of two consecutive frames, as described below. As a result, △ in Figure 3
× can be made larger. In order to do this, it is sufficient to use a frame memory 39 that can generally store n frames in the embodiment shown in FIG.

この一部の回路構成を第６図に示した。但し、ｎは２以
上の整数である。このようなメモリ３９′を用いれば、
ｎ枚前のフレームの断面情報を最新のフレームの断面情
報から差し引くことができ、このとき差をとる信号の時
間間隔Ｔは１／岬に減少する。しかし、フレーム数はＦ
であり、低速度の反射体の検出感度を増加させ、しかも
フレーム数をちらつきのない値に保つことができる。例
えばｎ＝３、Ｆ＝３０〔ｆｒａｍｅｓだ〕とすれば、ま
ず第４フレームと第１フレームの差をとって表示し、次
に第５フレームと第２フレームとの差、第６フレ−ムと
第３フレームとの差、…・・・というように順次動態断
面像を表示することになる。この場合、良好に描写ごれ
る反射体の速度範囲は、速度の高い方ではそのままで低
い方では拡大され範囲が広がる利点もある。例えば上記
ｎ＝３、Ｆ＝３０〔ｆｒａｍｅＳ／ｓ〕の場合、第４図
と同等の速度範囲はｖ＝３〜１８（ｃｍだ）であり、第
５図の実施例のｎ：１、Ｆ＝３０〔ｆｒａｍｅｓ／ｓ〕
の場合の速度範囲ｖ＝９〜１８〔肌／ｓ〕に比較して拡
大されていることが理解される。上記実施例では受波さ
れた超音波の反射信号はそのまま差信号として取り出さ
れていたが、例えば第５図の信号処理回路３５において
反射信号を対数増幅器により増幅した後、差し引くよう
にすることもできる。A part of this circuit configuration is shown in FIG. However, n is an integer of 2 or more. If such a memory 39' is used,
The cross-sectional information of the nth previous frame can be subtracted from the cross-sectional information of the latest frame, and in this case, the time interval T of the signal from which the difference is taken is reduced to 1/cape. However, the number of frames is F
, which can increase the detection sensitivity of low-velocity reflectors while keeping the number of frames at a flicker-free value. For example, if n = 3 and F = 30 [frames], first the difference between the 4th frame and the 1st frame is calculated and displayed, then the difference between the 5th frame and the 2nd frame, and the 6th frame are displayed. The dynamic cross-sectional images are sequentially displayed as the difference between the first frame and the third frame, and so on. In this case, there is an advantage that the speed range of the reflector that can be well depicted remains unchanged at high speeds and is expanded at low speeds. For example, in the case of the above n=3, F=30 [frameS/s], the speed range equivalent to that in FIG. 4 is v=3 to 18 (cm), and the n:1, F =30 [frames/s]
It is understood that the speed range v=9 to 18 [skin/s] is expanded compared to the case of . In the above embodiment, the reflected signal of the received ultrasonic wave is directly extracted as a difference signal, but for example, the reflected signal may be amplified by a logarithmic amplifier in the signal processing circuit 35 of FIG. 5 and then subtracted. can.

この場合には反射強度の比をとったことに相当し、本発
明にはこのような場合も含まれる。又、実施例でも示し
たように差の情報と重ねて生体の断面像の情報をも表示
するようにしてもよい。This case corresponds to taking a ratio of reflection intensities, and the present invention also includes such a case. Further, as shown in the embodiment, information on a cross-sectional image of the living body may also be displayed superimposed on the difference information.

こうすればどのような部位を血液等の反射体が移動して
いるか明確に観測できる利点がある。あるいは、差の情
報と生体の断面像の情報を色別に同時に表示するように
すれば、例えば心臓と血流とが各々別の色で分離され同
時に観測できる。更に、上記実施例では同一の探触子の
各振動子により超音波を送受波する場合について述べた
。しかし、別の探触子により超音波ビームを送波するよ
うにしてもよい。又、上記実施例では複数個の超音波振
動子を切り換えて作動させる。即ち受波する超音波の位
置を変えて走査を行なうリニア走査式の装置について述
べた。又、本発明は第５図に示すように動態断面像を表
示するだけでなく、撮影等記録を行なう場合にも適用で
きる。リニア走査式では、超音波の受波方向は振動子配
列面に常にほぼ垂直であり、振動子配列面は体表に密着
させられるから体表に平行に移動する反射体の移動によ
って反射体か弱くなることはほとんどなく、特に良好な
動態断面像が得られる。しかし、本発明は複数個の超音
波振動子を作動させるタイミングを変え走査を行なうセ
クタ走査式の超音波診断装置にも同様に適用できる。This has the advantage that it is possible to clearly observe in what part the reflecting body, such as blood, is moving. Alternatively, if the difference information and the cross-sectional image information of the living body are simultaneously displayed in different colors, for example, the heart and blood flow can be separated in different colors and observed at the same time. Further, in the above embodiment, the case where ultrasonic waves are transmitted and received by each vibrator of the same probe has been described. However, the ultrasonic beam may be transmitted using another probe. Further, in the embodiment described above, a plurality of ultrasonic transducers are switched and operated. That is, a linear scanning type device that performs scanning by changing the position of the received ultrasonic waves has been described. Furthermore, the present invention can be applied not only to displaying dynamic cross-sectional images as shown in FIG. 5, but also to recording such as photographing. In the linear scanning system, the receiving direction of ultrasound is always almost perpendicular to the transducer array surface, and since the transducer array surface is brought into close contact with the body surface, the reflector moves parallel to the body surface, causing the reflector to weaken. This rarely occurs, and particularly good dynamic cross-sectional images can be obtained. However, the present invention can be similarly applied to a sector scanning type ultrasonic diagnostic apparatus that performs scanning by changing the timing of operating a plurality of ultrasonic transducers.

セクタ走査式は特に心臓の検査に適している。以上述べ
たように本発明によれば、例えば従来ほとんど不可能で
あった体表にほぼ平行な血液の流れを検出することがで
き、しかもリアルタイムの動態断面像として血流動態を
描写することができる。The sector scanning type is particularly suitable for cardiac examinations. As described above, according to the present invention, it is possible to detect, for example, the flow of blood almost parallel to the body surface, which was almost impossible in the past, and it is also possible to depict blood flow dynamics as a real-time dynamic cross-sectional image. can.

皿流の観測は従来、造影剤を注入してＸ線で行なう方法
以外になかったが、本発明により造影剤を全く使わずに
血流観測が可能となり、特に心臓内血流の逆流を含めた
血流動態観測から弁の機能、欠損部の確認、あるいは心
機能評価等が可能となる。この場合、探触子は１個で済
み、操作性が極めて良く検査部位を充分正確に選ぶこと
が容易で実用的に優れている。Conventionally, the only way to observe dish flow was by injecting a contrast agent and using X-rays, but the present invention makes it possible to observe blood flow without using a contrast agent at all. From the observation of blood flow dynamics, it is possible to confirm valve function, defects, or evaluate cardiac function. In this case, only one probe is required, and the operability is excellent and it is easy to select the inspection site with sufficient accuracy, which is excellent for practical use.

【図面の簡単な説明】[Brief explanation of drawings]

第１図は、皿流の状態を示す図、第２図、第３図及び第
４図は本発明の原理説明図、第５図は本発明一実施例の
回路構成図、第６図は本発明の他の実施例の一部の回路
構成図である。 １１・・・・・・容器、１２…・・・水、１３，３４・
・・・・・探触子、１４・・・・・・超音波ビーム、３
１・・・・・・基準発振器、３２・・・・・・走査制御
回路、３３・・・・・・送受波回路、３５…・・・信号
処理回路、３６・・・・・・発振周波数切換回路、３７
・・・・・・走査線数制御回路、３８・・・・・・ＡＤ
変換器、３９……フレームメモリ、４０・…・・差信号
回路、４１・・・・・・ＤＡ変換器。 第１図第２図 第３図 第４図 第５図 第６図FIG. 1 is a diagram showing the state of dish flow, FIGS. 2, 3, and 4 are diagrams explaining the principle of the present invention. FIG. 5 is a circuit configuration diagram of an embodiment of the present invention. FIG. FIG. 6 is a partial circuit configuration diagram of another embodiment of the present invention. 11...Container, 12...Water, 13,34.
...Probe, 14...Ultrasonic beam, 3
1... Reference oscillator, 32... Scanning control circuit, 33... Wave transmitting/receiving circuit, 35... Signal processing circuit, 36... Oscillation frequency switching circuit, 37
...Scanning line number control circuit, 38...AD
Converter, 39... Frame memory, 40... Difference signal circuit, 41... DA converter. Figure 1 Figure 2 Figure 3 Figure 4 Figure 5 Figure 6

Claims (1)

【特許請求の範囲】 １ 生体内へ超音波を送受波して走査し、生体の断面情
報を得る超音波診断装置において、任意に設定できるフ
レーム数で１フレーム毎の断面情報を得る手段と、この
手段により得た少なくとも１フレーム分の断面情報を一
旦記憶するメモリと、任意に設定された時間後の１フレ
ーム分の断面情報から前記メモリに記憶されている１フ
レーム分の断面情報を差し引き動態断面像を得る手段と
を具備して成ることを特徴とする超音波診断装置。 ２ 断面情報を得る手段は、走査線密度を変えることに
よりフレーム数を変えることを特徴とする特許請求の範
囲第１項記載の超音波診断装置。 ３ 断面情報を得る手段は走査の操返周波数を変えるこ
とによりフレーム数を変えることを特徴とする特許請求
の範囲第１項記載の超音波診断装置。 ４ メモリは１フレーム分の断面情報を記憶するメモリ
であり、動態断面像を得る手段は時間的に連続する２つ
のフレーム分間の断面情報を差し引き動態断面像を得る
ことを特徴とする特許請求の範囲第１項記載の超音波診
断装置。 ５ メモリは複数でフレーム分の断面情報を記憶できる
メモリであり、動態断面像を得る手段は時間的に離れた
２フレーム分間の断面情報を差し引き動態断面像を得る
ことを特徴とする特許請求の範囲第１項記載の超音波診
断装置。[Scope of Claims] 1. In an ultrasonic diagnostic apparatus that transmits and receives ultrasonic waves into and scans a living body to obtain cross-sectional information of the living body, means for obtaining cross-sectional information for each frame with an arbitrarily set number of frames; A memory that temporarily stores at least one frame's worth of cross-sectional information obtained by this means, and a dynamic state that subtracts one frame's worth of cross-sectional information stored in the memory from one frame's worth of cross-sectional information after an arbitrarily set time. 1. An ultrasonic diagnostic apparatus comprising means for obtaining a cross-sectional image. 2. The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1, wherein the means for obtaining cross-sectional information changes the number of frames by changing the scanning line density. 3. The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1, wherein the means for obtaining cross-sectional information changes the number of frames by changing the repetition frequency of scanning. 4. The memory is a memory that stores cross-sectional information for one frame, and the means for obtaining the dynamic cross-sectional image is obtained by subtracting the cross-sectional information for two temporally consecutive frames to obtain the dynamic cross-sectional image. The ultrasonic diagnostic device according to scope 1. 5. The memory is a memory capable of storing cross-sectional information for a plurality of frames, and the means for obtaining a dynamic cross-sectional image is obtained by subtracting cross-sectional information for two temporally separated frames to obtain a dynamic cross-sectional image. The ultrasonic diagnostic device according to scope 1.