JPS62500283A - Ultrasound diagnostic equipment - Google Patents
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Abstract
(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるため要約のデータは記録されません。 (57) [Summary] This bulletin contains application data before electronic filing, so abstract data is not recorded.
Description
【発明の詳細な説明】 超111u贋直又 栽上りと旺 本発明は一般的に超音波診断装置、一層詳細には、重畳された解剖学的情報およ び血液流速情報を表示し得る装置に関する。[Detailed description of the invention] Super 111u fake Naomata Cultivation and growth The present invention relates generally to ultrasonic diagnostic devices, and more particularly to superimposed anatomical information and The present invention relates to a device capable of displaying blood flow rate information and blood flow rate information.
!東狡血 超音波診断装置は身体健康および疾患の包括的情報を提供する。超音波法はその 安全性および有効性を実証されており、従って患者および医師の双方により広く 受け入れられているゆ超音波診断装置は、超高間波の音波(典型的に3.0 M Hzのオーダー)を伝達し、次いで身体構造から反射された波を解析すること により身体内部の構造の像を発生する。おそらく最も広く使用されている超音波 診断装置は臓器の選択された断面の二次元像の形態で臓器の構造的情報を表示す る。超音波は典型的に扇形走査の形態で臓器を横切って走査される。扇形走査は 通常、像が検査中に得られるように、実時間で行われる。このような場合、臓器 の運動は相応に運動する像を生ずる。! eastern cunning blood Ultrasound diagnostic equipment provides comprehensive information on physical health and disease. Ultrasonic method is that It has been proven safe and effective and is therefore widely available to both patients and physicians. Accepted ultrasound diagnostic equipment uses very high frequency sound waves (typically 3.0 M on the order of Hz) and then analyze the waves reflected from body structures. generates an image of the internal structure of the body. Probably the most widely used ultrasound The diagnostic device displays structural information of the organ in the form of a two-dimensional image of a selected cross section of the organ. Ru. The ultrasound waves are typically scanned across the organ in the form of a fan scan. The sector scan is Usually done in real time so that images are obtained during the examination. In such cases, the organ The movement of causes a correspondingly moving image.
心臓学では、たいていの疾患は解剖学的異常および血液流速異常の双方を伴って いる。二次元の解剖学的像はたとえば帽僧弁狭不症、心臓内分路および壁運動異 常を検出するのに非常に有効であることが実証されているけれども、大動脈狭不 症、帽僧弁および大動脈不全および先天性欠損を評価するのにはそれほど有効で ない。これらの後者の領域内では、解剖学的欠損は極度に小さく、またしばしば 従来の解剖学的超音波装置の分解能を越えている。しかし、これらの欠)Hによ り惹起される血液流の異常に関する情報は非常に重要である。従って、もし血液 流がモニタされ得るならば、これらの異常は一層容易に検出され得る。In cardiology, most diseases are associated with both anatomical and blood flow abnormalities. There is. Two-dimensional anatomical images include, for example, mitral stenosis, intracardiac shunts, and wall motion abnormalities. Although it has been proven to be very effective in detecting aortic stenosis, It is less effective for evaluating mitral valve and aortic insufficiency and congenital defects. do not have. Within these latter regions, anatomical defects are extremely small and often It exceeds the resolution of conventional anatomical ultrasound equipment. However, due to the lack of these Information regarding blood flow abnormalities caused by this is very important. Therefore, if blood These anomalies can be more easily detected if the flow can be monitored.
現在入手可能ないく・つかの超音波装置はドツプラ原理を用いて血液原情報を提 供する。典型的なドツプラ超音波装置はイイヌマ(Ii、numa)他の米国特 許第4.318.413号およびホイブシ+ (tleubscher)他の米 国特許第4.324.258号に開示されている。超音波エネルギーのビームが 、血液原情報が望まれる血管または他の臓器に向けられる。運動する血液wA胞 は超音波エネルギーを反射し、また反射されたエネルギーにドツプラ原理に従っ て血液流の方向に関係して周波数の増大または減少を生ぜしめる。租液流の速度 および方向が検出され得るように、周波数偏移の大きさおよび偏移の方向が検出 される。このようなドツプラ超音波装置は典型的に、従来の超音波診断法を用い る解剖学的情報をも提供する。Several currently available ultrasound devices use the Doppler principle to provide blood source information. provide Typical Dotsupura ultrasound devices include the Ii, Numa, and other U.S. No. 4.318.413 and tleubscher and other rice It is disclosed in National Patent No. 4.324.258. A beam of ultrasonic energy , blood source information is directed to the desired blood vessel or other organ. moving blood wA vesicles reflects the ultrasonic energy and also directs the reflected energy according to the Doppler principle. This causes an increase or decrease in frequency depending on the direction of blood flow. Lease flow speed The magnitude of the frequency shift and the direction of the shift can be detected such that the magnitude and direction of the shift can be detected. be done. Such Doppler ultrasound devices typically use conventional ultrasound diagnostic methods. It also provides anatomical information.
現在使用されているドツプラ超音波装置は多くの観点で欠点がある。おそらく最 も重大な欠点は、このような装置は臓器内の1つの点またはいくつかの個別点に おける血液原情報しか提供し得ないごとである。血液流はしばしば臓器内で、比 較的小さい体梼内でも、均等ではないので、このような装置を用いて完全な血液 原情報を得ることは困難である。Currently used Doppler ultrasound devices are disadvantageous in many respects. Probably the most A significant disadvantage is that such devices cannot be used to target one point or several individual points within an organ. However, it is only possible to provide information on blood sources in the area. Blood flow is often within an organ, Even within a relatively small body canal, blood is not uniformly distributed, so using such a device, complete blood It is difficult to obtain original information.
本発明は、ドツプラ超音波装置の上記の制限を克服するものである。開示されて いる超音波診断装置は実時間の二次元の解剖学的像の上に重畳された実時間の二 次元の血液原像を提供する。血液原情報が臓器の単一の点または多重の点におい て表示されるのではなく、臓器の全断面またはその主要な部分にわたって表示さ れる。従って、検査者は木質的に単一の時点で臓器の全断面またはその一部分に わたる血液原情報を得ることができる0本発明の上記および他の利点は、図面と 併せて、発明を実施するための最良の形態の説明から当業者に明らかになろう。The present invention overcomes the above-mentioned limitations of Doppler ultrasound devices. disclosed Ultrasound diagnostic equipment that uses real-time two-dimensional images superimposed on real-time two-dimensional anatomical images Provides a dimensional blood image. Blood origin information can be obtained at a single point or multiple points in an organ. rather than being displayed across the entire organ or its major parts. It will be done. Therefore, the examiner can xylemically inspect the entire cross-section of the organ or a portion thereof at a single point in time. The above and other advantages of the present invention, in which blood source information can be obtained over a wide range of Together, they will become apparent to those skilled in the art from the description of the best mode for carrying out the invention.
又朋9澗−丞 二次元面液流情報を表示するための超音波診断装置が開示されている。本装置は 、血液原情報を得る必要のある患者の領域に向けて一連の超音波バーストを送り 出すためのトランスデユーサ・アレーを含んでいる。超音波は、扇形走査を達成 し得るように、所与の平面内で複数の方向、典型的には30の異なる方向に送り 出される。Matatomo 9-Jou An ultrasonic diagnostic device for displaying two-dimensional surface liquid flow information is disclosed. This device is , sends a series of ultrasound bursts directed at areas of the patient where blood source information needs to be obtained. Contains a transducer array for output. Ultrasound achieves fan-shaped scanning feed in multiple directions within a given plane, typically 30 different directions, so that Served.
血液から反射された超音波はトランスデユーサ・アレーにより受信されて、相応 の電気的信号に変換される。反射された超音波は、送り出された各超音波バース トに続く受信時間中に周期的にサンプルされる。サンプルされた被反射超音波信 号は、送信された超音波と受信された超音波との周波数差を検出する検出器回路 に供給される。検出器回路の出力が同一位相成分および直角位相成分を含んでい ることは好ましい。The ultrasound reflected from the blood is received by a transducer array and processed accordingly. is converted into an electrical signal. The reflected ultrasonic waves are transmitted to each emitted ultrasonic beam. sampled periodically during the reception period following the start. Sampled reflected ultrasound signal The signal is a detector circuit that detects the frequency difference between the transmitted and received ultrasound waves. supplied to The output of the detector circuit contains in-phase and quadrature components. It is preferable to do so.
プロセッサユニットが検出器回路から周波数差データを受信し、それに応答して 速度エステイメータ信号を発生する。これらのエステイメータ信号は各ビーム方 向に沿う複数(因の点における血液流速度を示す。このような点が各ビームに沿 って典型的には174個存在する。送信された超音波の5つのバーストから検出 されたデータから各速度エステイメータ信号が発生されることが好ましいが、バ ーストの数は5よりも多くても少なくてもよい。A processor unit receives frequency difference data from the detector circuit and, in response, Generates a speed estimator signal. These estimation signals are for each beam direction. Indicates the blood flow velocity at multiple points along the beam. There are typically 174. Detected from 5 bursts of transmitted ultrasound waves Preferably, each velocity estimator signal is generated from the data The number of hosts may be greater or less than five.
エステイメータ信号は次いでカラーテレビジョンモニタのようなディスプレイに 与えられる。扇形走査から標準ラスク走査へ速度エステイメータデータのフォー マットを変換するため走査コンバータメモリが使用されることは好ましい。ディ スプレイは典型的にトランスデユーサ・アレーから離れる血液流の像を一方のカ ラー、たとえば赤で生じ、トランスデユーサ・アレーへ向かう血液流の像を他方 のカラー、たとえば青で生ずる。カラーの輝度は血液流速度の大きさに従って調 節されている。The estimation signal is then sent to a display such as a color television monitor. Given. Formatting speed estimator data from sector scan to standard rask scan Preferably, a scan converter memory is used to convert the matte. Di The spray typically images the blood flow leaving the transducer array on one side. For example, the image of the blood flow that occurs in red and goes to the transducer array is shown on the other side. occurs in colors such as blue. The intensity of the color is adjusted according to the magnitude of blood flow velocity. It is sectioned.
M皿■附豊髪塊皿 第1図は本発明による超音波診断装置により発生された典型的な(象と、像を発 生した超音波送信器/受信器プローブの対応する位置とを示す図である。M plate■Full hair lump plate Figure 1 shows a typical image generated by the ultrasonic diagnostic apparatus according to the present invention. FIG. 3 shows the corresponding positions of the generated ultrasound transmitter/receiver probes;
第2A図および第2B図は本発明による超音波診断装面のブロック図である。FIGS. 2A and 2B are block diagrams of an ultrasonic diagnostic device according to the present invention.
第3図は本発明による超音波診断装置のプロセッサユニットを一層詳細に示すブ ロック図である。FIG. 3 is a block diagram showing in more detail the processor unit of the ultrasound diagnostic apparatus according to the present invention. It is a lock diagram.
第4図はプロセッサユニットの係数乗算器部のプロ・ツク図である。FIG. 4 is a block diagram of the coefficient multiplier section of the processor unit.
第5A図および第5B図はプロセッサユニットの典型的なメモリ読み出し/書き 込みシーケンスを示すタイミングダイアダラムである。FIGS. 5A and 5B illustrate typical memory reads/writes of a processor unit. This is a timing diagram showing the embedded sequence.
第6図は本発明による超音波診断装置のプロセッサユニットのドツプラ偏移と速 度エステイメータ信号の大きさとの関係を示すグラフである。Figure 6 shows the Doppler shift and speed of the processor unit of the ultrasonic diagnostic device according to the present invention. 3 is a graph showing the relationship between the magnitude of the degree estimator signal and the magnitude of the signal.
第7図は本発明による超音波診断装置の加算/表示回路を一層詳細に示すブロッ ク図である。FIG. 7 is a block diagram showing in more detail the addition/display circuit of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the present invention. This is a diagram.
Hを 方ト るための最 の5態 第1図を参〇、qすると、本発明による超音波診断装置は、多心ケーブル12に より診断装置(図示せず)の主ユニットに接続されている通常の位相調整アレー 超音波プローブ10を含んでいる。The best 5 ways to avoid H Referring to FIG. 1, the ultrasonic diagnostic apparatus according to the present invention has A normal phased array connected to the main unit of diagnostic equipment (not shown) It includes an ultrasound probe 10.
プローブ10は、続いて説明するように、超音波ビームを形成するべくほぼリニ アなタイムシーケンスで電気的励振により付勢される圧電トランスデユーサのア レーを含んでいる。典型的に60°から90°までの走査角度φを存する扇形範 囲にわたり超音波ビームを振らせるべく、時間遅れが1lfi次に各励振パルス に加えられる。よ(知られているように、主としてビームに焦点を結ばせるため 、追加的な小さい遅れが中心素子に加えられる。送り出されたビームの方向の所 与のターゲットから戻る超音波反射またはエコーは異なる時間でトランスデユー サ素子に到達する。従って、身体内の所与の点からの反射により発生された信号 のすべてが同時に加算されるように、追加的な時間遅れ回路が装置の受信部に設 けられている。The probe 10 is generally linear to form an ultrasound beam, as will be described below. The activation of a piezoelectric transducer energized by an electrical excitation in a precise time sequence. Contains ray. A sector-shaped range with a scan angle φ typically from 60° to 90° In order to swing the ultrasound beam over the surrounding area, a time delay of 1lfi is then applied to each excitation pulse. added to. yo (as is known, mainly to focus the beam , an additional small delay is added to the center element. The direction of the emitted beam Ultrasonic reflections or echoes returning from a given target are transduced at different times. reach the sa element. Therefore, the signal generated by reflection from a given point within the body An additional time delay circuit is installed in the receiver section of the device so that all of the I'm being kicked.
全体として参照符号14を付されている扇形走査像はテレビジョンモニタのカラ ーCRT上に表示される。像14は11H次のビーム線に沿って送信/受信シー ケンスを行うことにより形成される。1つのこのようなビーム線が第1図中に線 88として示されている。続いて一層詳細に説明されるように、像データは超音 波ビームが扇形角度φを通じて順次に発生され、また走査コンバータメモリ内に 記憶されるにつれて、取得される。データは次いで、標準ラスク走査フォーマッ トを用いるテレビジョン像を発生するために、走査コンバータメモリから読み出 される。The fan-scan image, generally designated 14, is a color image of a television monitor. -Displayed on CRT. Image 14 is located along the transmit/receive sheet along the 11H order beam line. It is formed by performing a kensu. One such beam line is shown in Fig. 88. As will be explained in more detail below, the image data is A wave beam is generated sequentially through the fan angle φ and is also stored in the scan converter memory. As it is stored, it is retrieved. The data is then formatted into standard rask scan format. read from the scan converter memory to generate a television image using be done.
像14は角度φを通じて種々の方向で超音波ビームの典型的に150個のバース トから発生される。各バーストは約8μsの継続時間を有する。超音波の周波数 は3MHzのオーダーであるが、大きな分解能を得るためには、それよりも高い 周波数が使用され得るし、また大きな透過能を得るためには、それよりも低い周 波数が使用され得る。Image 14 represents typically 150 bursts of the ultrasound beam in various directions through angle φ. generated from the Each burst has a duration of approximately 8 μs. ultrasound frequency is on the order of 3 MHz, but higher resolution is required to obtain large resolution. frequencies may be used, and lower frequencies may be used to obtain greater penetration. Wave numbers may be used.
超音波バーストは典型的に互いに約200μsの間隔をおかれている。バースト 間の約190μsの馬期中は、プローブ10は受信器として作用する。身体構造 および赤血球の群から反射された戻り超音波は血液流処理回路による使用のため にほぼ1.12μsごとに1回、また解剖学的情報を得るためにほぼ0.28μ sごとに1回サンプルされる。従って、反射された超音波は、血液原像を発生す るため、また一層頻繁に解剖学的像を発生するため、各バーストに続いて約17 4回サンプルされる。早くに受信される戻り超音波は身体構造とプローブ10の 付近の血球とから反射されたものである。遅くに受信される戻り超音波は身体内 の一層深い源から反射されたものである。反射された超音波の振幅およびタイミ ングは心臓構造、第1図中の@、16、のように身体構造の通常の二次元の解剖 学的像情報を発生するのに使用される。装置は白で身体構造の表示をも行う。Ultrasonic bursts are typically spaced approximately 200 μs apart from each other. burst During the approximately 190 μs period in between, the probe 10 acts as a receiver. body structure and the return ultrasound reflected from the group of red blood cells for use by the blood flow processing circuit. approximately once every 1.12 μs, and approximately once every 1.12 μs to obtain anatomical information. Sampled once every s. Therefore, the reflected ultrasound waves generate a blood original image. Each burst is followed by approximately 17 Sampled 4 times. The returned ultrasound waves received earlier are the body structures and the probe 10. It is reflected from nearby blood cells. Return ultrasound waves received later are transmitted inside the body. It is a reflection from a deeper source. Amplitude and timing of reflected ultrasound waves The structure of the heart is the normal two-dimensional anatomy of the body structure, as shown in Figure 1, @, 16. Used to generate scientific image information. The device also displays body structure in white.
ドツプラ原理に従って、プローブ10から離れる血球群のような反射身体の運動 は被反射超音波の波長を長くし、他方プローブ10に近づく身体の運動は被反射 超音波の波長を短くする。組織内の超音波の速度および超音波の周波数が与えら れると、人間の血液速度は200 Hzないし3 k lizのオーダーのドツ プラ偏移を生ずる。走査像14を形成するために、角度φを通しての64のビー ム方向に沿う点で速度情報を生ずるように5つの超音波バーストのすべてが発生 される。像の色および強さは流れの方向および速度に従って調節される。プロー ブから離れる血液流に対する速度ti? 報は赤で示され、他方プローブに近づ く血液流に対する速度情報は青で示される。速度の大きさが大きいほど、像の輝 度が大きい。従って、たとえば、大動脈弁に隣接する領域18内の血液原像は、 この領域内の血液流は比較的高い速度でプローブ10から離れるので、明るい赤 である。Movement of a reflex body, such as a group of blood cells, away from the probe 10 according to the Doppler principle increases the wavelength of the reflected ultrasound, while the movement of the body approaching the probe 10 increases the wavelength of the reflected ultrasound. Shorten the wavelength of ultrasound. The velocity of ultrasound in the tissue and the frequency of ultrasound are given. , the human blood velocity is on the order of 200 Hz to 3 kHz. This causes plastic deviation. 64 beams through angle φ to form scanned image 14 All five ultrasonic bursts are generated to yield velocity information at points along the wave direction. be done. The color and intensity of the image are adjusted according to the direction and speed of the flow. plow Velocity ti for the blood flow leaving the tube? The information is shown in red and the other probe is Velocity information for blood flow is shown in blue. The greater the speed, the brighter the image. The degree is large. Thus, for example, the original image of blood in the region 18 adjacent to the aortic valve is The blood flow in this region leaves the probe 10 at a relatively high velocity, so the bright red It is.
本発明による超音波装置は扇形走査像14の全体にわたり血液原情報を重畳し得 るが、通常はこのような情報を走査角度φの一部分のみに表示することが好まし い。像の解剖学的データ部分は典型的に全走査に対する画素の128ビームから 形成される。血液流データの全走査は画素の64ブームから成っている。しかし 、血液法画素データが発生される速度は比較的低いので、血液流データの全走査 から発生される像にはフリッカが生ずる傾向がある。このようなフリッカは用途 によっては許容されるが、通常は血液原情報の走査角度を解剖学的走査角度φの 一部分に制限することが好ましい。たとえば、解剖学的走査角度のほぼ1/2の 血液流走査角度、画素データの30ビームを含む角度、が実質的にフリフカを減 する。本発明の利益を得るためには、少なくとも2ビーム方向にわたる血液原像 データが使用されるべきであるが、一層完全な像を得るためにはい(つかビーム 方向を使用することが好ましい。血液原情報を発生する走査角度の大きさはオペ レータにより制御され得る。加えて、血液原情報の深さが解剖学的データの一部 分に減ぜられ得る。たとえば、もし身体内の15cmの深さまでの解剖学的情報 が表示されるならば、オペレータは、血液原像の特性を改善するために、血液原 情報の処理を100に制限し得る。同様に、オペレータが血液流データを処理す る最大深さを調節し得るように適当な制御部(図示せず)が設けられてい次ぎに 第2A図および第2B図を参照すると、本発明による超音波装置は、導線22上 に3.0 M llz出力信号を与える基準発振器20を含んでいる。基準周波 数はトランスデユーサ・プローブの作動周波数に選定されている。基準発振器に 接続されているパルス発生器24が3.0 M Hz信号の一連のバーストまた はパルスを発生する。個々のバーストの継続時間は典型的に0.66μsであり 、一連のバーストは8μs以上は継続しない。ここでバーストと呼ばれる一連の パルスは200μsごとに発生される。The ultrasound device according to the present invention can superimpose blood source information over the entire fan-shaped scanned image 14. However, it is usually preferable to display such information only for a portion of the scan angle φ. stomach. The anatomical data portion of the image typically consists of 128 beams of pixels for the entire scan. It is formed. A complete scan of blood flow data consists of 64 booms of pixels. but , since the rate at which blood flow pixel data is generated is relatively low, a full scan of blood flow data The images produced by the camera tend to flicker. Such flicker is used However, it is usually acceptable to change the scan angle of the blood source information to the anatomical scan angle φ. It is preferable to limit it to a portion. For example, approximately 1/2 of the anatomical scan angle The blood flow scan angle, the angle that includes 30 beams of pixel data, substantially reduces fluff. do. To obtain the benefits of the present invention, blood original images spanning at least two beam directions are required. data should be used, but in order to obtain a more complete image Preferably, the direction is used. The magnitude of the scan angle that generates blood source information is determined by the operation. can be controlled by a controller. In addition, the depth of blood source information is part of the anatomical data. can be reduced to minutes. For example, if anatomical information up to 15 cm deep inside the body is displayed, the operator can select the blood source image to improve the characteristics of the blood source image. The processing of information may be limited to 100. Similarly, when an operator processes blood flow data, Suitable controls (not shown) are provided to adjust the maximum depth to which the Referring to FIGS. 2A and 2B, an ultrasonic device according to the present invention has a includes a reference oscillator 20 providing a 3.0 Mllz output signal. Reference frequency The number is chosen to be the operating frequency of the transducer probe. to the reference oscillator A connected pulse generator 24 generates a series of bursts or 3.0 MHz signals. generates a pulse. The duration of an individual burst is typically 0.66 μs. , the series of bursts does not last more than 8 μs. A series of bursts here called bursts Pulses are generated every 200 μs.
パルス発生器24の出力端は、ブロック26により表されている複数間の位相調 整アレー・パルサー回路に接続されている。典型的に48個のパルサー回路が設 けられている。各パルサー回路はディジタルに選択された遅れを有する。各パル サー回路の出力端は、プローブO内に配室されたトランスデユーサ・アレーの個 々の圧電トランスデユーサ28に接続されている。圧電トランスデユーサはパル サー回路26により発生された3MHy、バーストまたはパルスを超音波に変換 する。標準扇形走査像14(第1図)を発生させるべく角度ψにわたり振らされ る超音波の一連のビームを発生させるため、個々のパルサー回路の遅れは通常の 制御回路(図示せず)により制御される。The output of the pulse generator 24 provides phase adjustment between the plurality represented by block 26. Connected to the regular array pulser circuit. Typically 48 pulser circuits are installed. I'm being kicked. Each pulser circuit has a digitally selected delay. each pal The output end of the sensor circuit is connected to each individual transducer array arranged inside the probe O. The piezoelectric transducer 28 is connected to each piezoelectric transducer 28 . The piezoelectric transducer is Converts 3MHy, burst or pulse generated by circuit 26 into ultrasound do. is swung over an angle ψ to produce a standard fan-shaped scan image 14 (FIG. 1). To generate a series of beams of ultrasonic waves, the delay of the individual pulser circuits is Controlled by a control circuit (not shown).
圧電トランスデユーサ28は、ブロック28により表されている複数個の受信器 回路にも接続されている。超音波送信間の190μsの時間中2.トランスデユ ーサ28は超音波受信器としての役割をし、反射された超音波を電気的信号に変 換する。電気的信号はプローブ10の各トランスデユーサ28の出力に対して制 御可能な遅れを与え且つ出力を加え合わせる遅延/加算回路30に供給される。Piezoelectric transducer 28 includes a plurality of receivers represented by block 28. It is also connected to the circuit. 2. During the 190 μs period between ultrasound transmissions. transduyu The sensor 28 acts as an ultrasonic receiver and converts reflected ultrasonic waves into electrical signals. exchange. An electrical signal is controlled for the output of each transducer 28 of probe 10. A delay/adder circuit 30 is provided which provides a controllable delay and sums the outputs.
周知のように、身体内の単一の源からの超音波反射により発生された信号が同時 に処理されるように、位相調整トランスデユーサ・アレー、の各トランスデユー サにより発生される信号を選択的に遅延させる必要がある。第7図には、遅延/ 加算回路30が一層詳細に示されている。導線29上のトランスデユーサ28の 48の出力端はそれぞれ前置増aS回路33に接続されている。増幅器33の出 力端は可変短時間遅延回路31に接続され、この可変短時間jヱ延回路31は各 回路3】の遅延が制御装置(図示せず)により0から0.32m5まで選択的に 変更されることを許すディジタル制御入力端を有する。As is well known, signals generated by ultrasound reflections from a single source within the body simultaneously Each transducer of the phased transducer array is processed to It is necessary to selectively delay the signals generated by the sensor. Figure 7 shows the delay/ Adder circuit 30 is shown in more detail. of transducer 28 on conductor 29 48 output terminals are connected to the preamplifier aS circuit 33, respectively. Output of amplifier 33 The output end is connected to a variable short time delay circuit 31, and this variable short time delay circuit 31 is connected to each The delay of circuit 3] is selectively controlled from 0 to 0.32 m5 by a control device (not shown). It has a digital control input that allows it to be changed.
48個の短時間遅延回1i!331の出力端はそれぞれ、各々24個の出力端を 存する48個のアナログ・マルチプレクサ32の1つに接続されている。各マル チプレクサは、入力端におけるアナログ信号がマルチプレクサの24個の出力端 の選択された1つに接続されるようにする制御入力端(図示せず)を存する。マ ルチプレクサの2 、を個の出力端の各々は遅延線19のタップに接続されてい る。たとえばマルチプレクサの各々の出力0は、導線21により示されているよ うに、遅延線19のタップ0に与えられる。48 short delay times 1i! 331 output terminals each have 24 output terminals each. The analog multiplexer 32 is connected to one of the 48 analog multiplexers 32 that exist. Each circle A multiplexer is a multiplexer in which the analog signal at the input is routed to the 24 outputs of the multiplexer. and a control input (not shown) for connection to a selected one of the. Ma Each of the 2 and 2 outputs of the multiplexer is connected to a tap of the delay line 19. Ru. For example, the output 0 of each multiplexer is is applied to tap 0 of delay line 19.
出力1は、導線23により示されているように、遅延線のタップ1に与えられる 。マルチプレクサ32の出力端3ないし22(図示せず)は遅延線19のタップ 2ないし22に接続されている。Output 1 is provided to tap 1 of the delay line, as shown by conductor 23. . Outputs 3 to 22 (not shown) of multiplexer 32 are the taps of delay line 19. 2 to 22.
最後に、マルチプレクサの出力端24は、導線25により示されているように、 アナログ遅延線のタップ23に接続されている。Finally, the output 24 of the multiplexer, as indicated by conductor 25, Connected to tap 23 of the analog delay line.
遅延線19は各々300 n、 sの遅延を与える24個のアナログ固定遅延回 路27を含んでいる。この回路のタップ0は2人力加算増幅器25の一方の入力 端に接続されている。この増幅器の出力端は遅延回路27の1つの入力端に接続 されている。遅延回路27の出力端はバッファ増幅器29を介して出力導線43 に接続されている。従って、マル・チプレクサ32の出力端0上の信号は遅延線 19により300nsだけ遅延させられる。Delay line 19 consists of 24 analog fixed delay circuits each providing a delay of 300 n, s. Contains road 27. Tap 0 of this circuit is one input of the two-power summing amplifier 25. connected to the end. The output terminal of this amplifier is connected to one input terminal of the delay circuit 27. has been done. The output terminal of the delay circuit 27 is connected to an output conductor 43 via a buffer amplifier 29. It is connected to the. Therefore, the signal on output 0 of multiplexer 32 is 19 by 300 ns.
遅延線19のタップ1は他の2人力加算増幅器25の一方の入力端に接続されて いる。この増幅器25の出力端は第2の遅延回路27を通して第1の加算増幅8 25の第2の入力端に接続されている。従って、タップ1に供給されるマルチプ レクサ出力端1からの信号は全体で600nsだけ遅延させられる。遅延回路2 7および加算増幅器25の残りはタップ3ないし22と組み合わされており、ま た同一の仕方で構成されている。最後に、遅延線のタップ23は他のバッファ増 幅器29を通じて遅延回路27の入力端に接続されている。タップ23から供給 されるマルチプレクサの出力端23からの信号は全体で7. 200 n s (300n3X24)だけ遅延させられる。Tap 1 of the delay line 19 is connected to one input end of the other two-power summing amplifier 25. There is. The output terminal of this amplifier 25 is passed through a second delay circuit 27 to a first summing amplifier 8. 25 second input terminal. Therefore, the multiplex supplied to tap 1 The signals from lexer output 1 are delayed by a total of 600 ns. Delay circuit 2 7 and the rest of the summing amplifier 25 are combined with taps 3 to 22 and are constructed in the same way. Finally, tap 23 on the delay line connects the other buffer It is connected to the input end of the delay circuit 27 through a width amplifier 29 . Supplied from tap 23 The signals from the output terminal 23 of the multiplexer are 7. 200ns (300n3×24).
遅延/加算回路30の上記の実施例は低コストで7μsのオーダーの比較的長時 間の遅延を可能にする。適当な制御回路(図示せず)を用いて短時間遅延回路3 1およびマルチプレクサ32を制御することにより、所与の源から反射された超 音波により発生されたトランスデユーサ28からの信号が加算されて出力導線4 3上に同時に与えられるようにする遅延が行われる。The above embodiment of the delay/summing circuit 30 is low cost and relatively long running, on the order of 7 μs. Allow for a delay between. Short delay circuit 3 using a suitable control circuit (not shown) 1 and multiplexer 32, the reflected ultraviolet light from a given source can be The signals from the transducer 28 generated by the sound waves are summed and sent to the output conductor 4. A delay is made so that all three signals are applied at the same time.
遅延/加算回路30の出力端は、遅延/加算回路30により全値検出回路36に 接続されている。回路36の後に、回路36により発生された信号の残留交流成 分を除去する低域通過フィルタ回路38が接続されている。従って、絶対値検出 回路36はフィルタ回路38と共に振幅検出器としての役割をする。フィルタ回 路38の直流出力は、出力42としてディジタルな解剖学的エコ一信号を発生す るフラッシュ型アナログ−ディジタル変換器40に供給される。周知のように、 フラッシュ型変換器はデータの迅速な処理が可能であり、また典型的にサンプル −アンド−ホールド回路と組み合わされる必要がない。続いて説明するように、 このディジタル信号は、白黒およびカラーCRTへの表示またはビデオテープレ コーダへの記録のために扇形走査出力をラスク走査フォーマントに変換する走査 コンバータメモリに伝達される。The output terminal of the delay/addition circuit 30 is connected to the full value detection circuit 36 by the delay/addition circuit 30. It is connected. After circuit 36, the residual AC component of the signal generated by circuit 36 is A low-pass filter circuit 38 is connected to remove the components. Therefore, absolute value detection Circuit 36 together with filter circuit 38 serves as an amplitude detector. filter times The DC output of line 38 produces a digital anatomical echo signal as output 42. A flash type analog-to-digital converter 40 is provided. As is well known, Flash converters allow for rapid processing of data and typically - Does not need to be combined with an and-hold circuit. As explained next, This digital signal is used for display on black and white and color CRTs or for video tape recording. A scan that converts fan scan output to a rask scan formant for recording to a coder transferred to converter memory.
加算増幅器34の出力は一対の位相検出器42および44の入力端にも供給され る。検出器42の残りの入力端は、基準発1辰器20からの3 M Hz倍信号 導く導線22に接続されている。検出器44の残りの入力端は、位相シフト回路 46に接続されており、この位相シフト回路は発振器20に接続されている。回 路46は検出器44に、検出器42に与えられる基準信号に対して90゜位相が ずれている3MHz信号を与える。The output of the summing amplifier 34 is also supplied to the input terminals of a pair of phase detectors 42 and 44. Ru. The remaining input terminal of the detector 42 receives the 3 MHz multiplied signal from the reference generator 20. It is connected to a leading conductor 22. The remaining input terminal of the detector 44 is a phase shift circuit. 46, and this phase shift circuit is connected to the oscillator 20. times The path 46 is connected to the detector 44 at a 90° phase with respect to the reference signal applied to the detector 42. Give a shifted 3MHz signal.
位相検出器42および44の出力はそれぞれ低域通過フィルタ48および50に より濾波される。濾波された出力はそれぞれ、共通の制御回路56により能動化 される別々のサンプル−アンド−ホールド回路42および54に与えられる。サ ンプル−アンド−ホールド回路42および54の出力端は10ビツトのアナログ −ディジタル変換器回路58および60の入力端にそれぞれ接続されている。こ れらの変換器は制御回路56にも接続されている。変換器58および60の出力 端はそれぞれ出力導線62および64に接続されている。The outputs of phase detectors 42 and 44 are fed to low pass filters 48 and 50, respectively. more filtered. Each filtered output is activated by a common control circuit 56. are provided to separate sample-and-hold circuits 42 and 54, which are used to perform the same operation. sa The output terminals of the sample-and-hold circuits 42 and 54 are 10-bit analog signals. - connected to the inputs of digital converter circuits 58 and 60, respectively; child These transducers are also connected to control circuit 56. Outputs of converters 58 and 60 The ends are connected to output conductors 62 and 64, respectively.
位相検出器42およびフィルタ48は同相同期検出器としての役割をし、また位 相検出器44およびフィルタ50は直角位相同期検出器としての役割をする。制 御回路56は、変換器58および6oによる10ビツトのディジタル信号への変 換中に2つの検出器の出力が周期的にサンプル−アンド−ホールドされるように する。変換器58および60のディジタル出力はそれぞれ、プローブ12の作動 周波数である基準周波数での反射された超音波信号の同相および直角位相成分の 大きさおよび符号を表す。Phase detector 42 and filter 48 serve as in-phase synchronous detectors and also Phase detector 44 and filter 50 serve as a quadrature synchronous detector. system The control circuit 56 converts the signal into a 10-bit digital signal by converters 58 and 6o. The outputs of the two detectors are sampled and held periodically during the exchange. do. The digital outputs of transducers 58 and 60 each actuate probe 12. of the in-phase and quadrature components of the reflected ultrasound signal at the reference frequency, which is the frequency Represents magnitude and sign.
次ぎに第2B図を参照すると、導線62および64上のアナログ−ディジタル変 換器58および60の出力はプロセッサユニット66に供給される。後で一層詳 細に説明されるように、プロセッサユニット66は出力導線68上に、角度φ( 第1図)を通じて間隔をおかれた64ビームの1つに沿う特定の点における血液 流の速度を表す速度エステイメータ信号を与える。速度エステイメータ信号は、 発生されるにつれて順次にランダムアクセス走査コンバータメモリ70内に書き 込まれる。導線42上のディジタルな解剖学的エコー信号も、発生されるにつれ て順次に走査コンバークメモリ70の他の部分に書き込まれる。Referring now to FIG. 2B, the analog-to-digital transitions on conductors 62 and 64 The outputs of converters 58 and 60 are provided to a processor unit 66. More details later As will be described in detail, the processor unit 66 has an angle φ( Blood at a particular point along one of the 64 beams spaced through the Provides a velocity estimator signal representing the velocity of the flow. The speed estimator signal is are sequentially written into random access scan converter memory 70 as they are generated. be included. Digital anatomical echo signals on lead 42 are also generated as they are generated. and are sequentially written to other parts of the scan combine memory 70.
速度エステイメータ信号および解剖学的エコー信号は標準ラスク走査フォーマ、 トでそれぞれ導線72および74上に走査コンバータメモリから読み出される。Velocity estimator signals and anatomical echo signals are standard Rusk scan formers, are read out from the scan converter memory on leads 72 and 74, respectively.
身体の特定の部位と組み合わされる速度エステイメータおよび血液流データが実 質的に同時にメモリの別々のSi b5から読み出される。速度エステイメータ 信号は赤/青色変調器回路76を制御する。互変調器回路76の出力端は複合器 回路80の入力端に接続されている。変換器メモリから読み出された解剖学的エ コー信号は、他の複合器回路80の入力・浦に接続されている出力端を有する白 色変調器回路78に与えられる。複合器回路80は、通常の複合ビデオ同期信号 を導く導線82に接続されている第3の入力端を有する。この信号はたとえば水 平および垂直同期信号を含んでいる。色バースト信号(図示せず)も複合器に与 えられる。第4の複合器入力端は中央プロセッサユニット(CPU)83の出力 端に接続されている。CPU83は、なかんずく、たとえば患者の名前、病歴お よびオペレーティング・インストラクション(通常の仕方でメニューから選択さ れ得る)を含む文字情報を与える。複合器回路80の出力はカラー陰掻線管84 (CRT)およびビデオテープレコーダ86(VTR)の双方を駆動する。解剖 学的および血液流データは2つの信号を複合器内で簡単に加算することにより重 畳される。本発明の超音波装置は、好ましくは、専ら解剖学的情報を表示するた めの白黒テレビジョンモニタをも含んでいる。モニタディスプレイは第2の複合 器回路85により駆動される白黒CRT87を含んでいる。複合器85の一方の 入力端は、走査コンバータメモリ70から読み出された解剖学的エコーデータを 導く導線74に接続されている。第2の入力端は、複合ビデオ同期信号を導く導 線81に接続されている。第3の入力端は中央プロセッサユニット(CPU)8 3に接続されている。Velocity estimator and blood flow data combined with specific parts of the body are implemented. qualitatively simultaneously from separate Si b5 of the memory. speed estimation meter The signal controls a red/blue modulator circuit 76. The output end of the intermodulator circuit 76 is a composite device. It is connected to the input end of circuit 80. Anatomical data read from transducer memory The code signal is a white signal having an output terminal connected to the input/ura of the other multiplexer circuit 80. A color modulator circuit 78 is provided. The composite circuit 80 receives a conventional composite video synchronization signal. It has a third input end connected to a conductor 82 that leads to. For example, this signal Contains horizontal and vertical sync signals. A color burst signal (not shown) is also applied to the multiplexer. available. The fourth compounder input terminal is the output of the central processor unit (CPU) 83. connected to the end. The CPU 83 stores, among other things, the patient's name, medical history and and operating instructions (selected from the menu in the usual way). ). The output of the multiplexer circuit 80 is a color ray tube 84. (CRT) and a video tape recorder 86 (VTR). anatomy Physiological and blood flow data can be combined by simply summing the two signals in the combiner. It is folded. The ultrasound device of the present invention is preferably used exclusively for displaying anatomical information. Also includes a black and white television monitor. The monitor display is the second composite It includes a black and white CRT 87 driven by a camera circuit 85. One side of the compound device 85 The input terminal receives the anatomical echo data read out from the scan converter memory 70. It is connected to a lead wire 74. The second input is a conductor for carrying a composite video synchronization signal. It is connected to line 81. The third input terminal is the central processor unit (CPU) 8 Connected to 3.
次に、本発明による超音波診断装置の作動の仕方を一層詳細に説明する。前記の ように、超音波エネルギーのパルス化されたビームが周期的にプローブ12の位 相調整トランスデユーサ・アレーから送り出される。ビームは扇形走査像14( 第1図)を発生するべく角度φにわたり走査する。64のビーム方向の各々に対 して、パルス発生器24(第2A図)め作用によりプローブが約200μs間隔 で5つの超音波バーストを送り出す。信号は各バーストに続く反射された超音波 から遅延/加算回路30の出力端に発生される。もし反射源が送り出された超音 波に対して運動していれば、反射された信号は、プローブに向かう反射源の速度 の成分に比例する周波数偏移を存することになる。フィルタ4日は反射された信 号の基準周波数と同一位相の成分に一致する符号および大きさを有する信号を生 し、またフィルタ50は反射された信号の基準周波数と直角位相の成分に一致す る符号および大きさを有する信号を生ずる。これらアナログ信号はサンプル−ア ンド−ホールド回路52.54およびアナログ−ディジタル変換器回路58.6 0により1.12μsごとにサンプルされ且つディジクル信号に変換される。Next, the method of operation of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the present invention will be explained in more detail. the above , the pulsed beam of ultrasound energy periodically positions the probe 12. It is delivered from a phase-adjusted transducer array. The beam has a fan-shaped scanning image 14 ( 1) over an angle φ. for each of the 64 beam directions. Then, by the action of the pulse generator 24 (Fig. 2A), the probe is moved at intervals of approximately 200 μs. sends out five ultrasonic bursts. The signal is reflected ultrasound following each burst is generated at the output of the delay/adder circuit 30. If the reflected source is sent out ultrasonic If it is moving with respect to the wave, the reflected signal will reflect the velocity of the source towards the probe. There will be a frequency shift proportional to the component of . Filter 4th is reflected faith. Generates a signal with sign and magnitude that matches the component in phase with the reference frequency of the signal. The filter 50 also matches the component of the reflected signal that is in quadrature with the reference frequency. produces a signal with sign and magnitude. These analog signals are sampled hand-hold circuit 52.54 and analog-to-digital converter circuit 58.6 0 is sampled every 1.12 μs and converted to a digital signal.
同一位相復調器および直角位相復調器と組み合わされているアナログ−ディジタ ル変換器58により発生されたディジタルデータはそれぞれXKおよびYスで示 されている。下添字nはOから4まで変化し、ビーム方向に沿う5つの超音波バ ースト(ビーム線形式)のどれがデータを生じたかを示す。上添字にはOから1 73まで変化し、反射された超音波の174の相続くサンプルのどれがデータを 生じたかを示す。こうして、たとえば、X2はビーム線形式2 (5つのバース トのうち第3のバースト)の送信に続く第61時間間隔の間に発生された同一位 相の成分を示す。Analog-digital combined with in-phase and quadrature demodulators The digital data generated by the converter 58 is indicated by XK and Ys, respectively. has been done. The subscript n varies from O to 4 and represents five ultrasonic bars along the beam direction. (beam line format) that produced the data. Superscripts are from O to 1 Which of the 174 successive samples of reflected ultrasound waves varied up to 73 Indicates whether it occurred. Thus, for example, X2 is beam line type 2 (5 berths the same position that occurred during the 61st time interval following the transmission of the third burst of Indicates the phase components.
プロセッサユニット66の出力端におけるディジタル速度エステイメータ信号は 、64ビーム方向の1つに沿う所与の点における血液速度の符号および大きさを 表す。前記のように、使用者は典型的に、[flI液/!Liの質を改善するた めビーム方向の数を64よりも少なく制限するべく、本発明による診断装置を調 節する。信号はプローブ10に対する血液流の方向に関係してネガティブもしく はポジティブであってよい。エステイメータは■6により表されており、ここで 上添字には同じくビーム線に沿う血液サンプルの位置を示す。従って、たとえば 、速度エステイメータ■106は、像の早道よりも若干多く下がったところで第 1図の像14上に表示される血液の量の速度を表す。もし5つの超音波バースト がビーム線88に沿う方向に送り出されるならば、たとえば、合成速度エステイ メータ■100 は大動脈弁に隣接する領域18内の血液流の速度を表す、同一 の5つのバーストにより発生されるエステイメータV′30は領域90内の心臓 内の一層深い部位の血液流の速度を表す。The digital speed estimator signal at the output of the processor unit 66 is , the sign and magnitude of the blood velocity at a given point along one of the 64 beam directions. represent. As mentioned above, users typically use [flI fluid/! To improve the quality of Li The diagnostic device according to the invention was developed in order to limit the number of optical beam directions to less than 64. make a clause The signal can be negative or negative depending on the direction of blood flow relative to the probe 10. may be positive. The estemeter is represented by ■6, where The superscript also indicates the position of the blood sample along the beam line. Therefore, for example , the speed estimator ■106 was lowered slightly more than the shortcut of the statue. 1 represents the velocity of the amount of blood displayed on the image 14 of FIG. If 5 ultrasound bursts is sent out in the direction along beam line 88, for example, the resultant velocity est. Meter ■100 represents the velocity of blood flow in the region 18 adjacent to the aortic valve, the same The estimator V'30 generated by five bursts of Represents the velocity of blood flow deeper within the body.
速度エステイメータVゝは下記の式に従って値XスおよびXスからプロセッサユ ニット66により計算される。The speed estimator V is calculated from the values Xs and Xs by the processor unit according to the formula below. Calculated by knit 66.
V ” = l (X ’a S o Y o T o (1)+ X覧S4 Y!iT+)1 + l (X 3 T o + Y ’5 S 。V” = l (X’a S o Y o T o (1) + X list S4 Y! iT+)1 + l (X 3 T o + Y’5 S.
+ X)T++Yマ Sl + X彎T4+Y真S4) 1 1 (X: S o + YET 。+X)T++Yma Sl + X-curvature T4 + Y-true S4) 1 1 (X: S o + YET.
+ X彎S4+Y4T4)1 ここで、■=速度エステイメータ、k一時間間隔(0〜173)、X−fjtK li器出力データの同一位相成分、Y=復調器出力データの直角位相成分、5o =1、S+= 4.52=6.53=−4,54−1、T o = −2、T + = 4、T 2 = 0、T1=−4、T4=2゜ 次に、第3図を参照して、プロセッサユニット66の作動の仕方と式(1)によ り表される計算の仕方とをさらに説明する。プロセッサユニット66は計算速度 の必要条件からプログラム記憶式マイクロプロセッサではなく通常の固定配線式 論理要素を用いて実現されている。プロセッサの特定の実現形態は本発明の一部 を成しておらず、本明細書の開示に基づいて当業者により種々の仕方で容易に実 現され得る。不必要に詳細な説明により本発明の本質を不鮮明にしないように、 プロセッサユニット66の作動の仕方をその機能により説明する。+X curvature S4+Y4T4)1 Here, ■=speed estimator, k one time interval (0 to 173), X-fjtK In-phase component of li device output data, Y = quadrature phase component of demodulator output data, 5o =1, S+=4.52=6.53=-4,54-1, T o = -2, T + = 4, T2 = 0, T1 = -4, T4 = 2゜ Next, with reference to FIG. We will further explain how the calculations are expressed. The processor unit 66 has a calculation speed Because of the requirements for It is realized using logical elements. The particular implementation of the processor is part of the invention. However, based on the disclosure of this specification, those skilled in the art can easily implement it in various ways. can be expressed. In order to avoid obscuring the essence of the present invention with unnecessary detailed description, The operation of the processor unit 66 will be explained in terms of its functions.
fi XMIされた同一位相成分Xスは第3図のブロック92により示されてい るように一定係数SnまたはTnを乗算される。同様に、直角位相成分Y Aも ブロック94により示されているようにこれらの係数を乗算される。その結果と してのそれぞれの積は次いでブロック96により示されているように加え合わさ れ、第2の加算器98に与えられる。加算器96および98はいずれも差し引き 演算を行い得る。加算器98の残りの入力端はバッファ101の出力端に接続さ れている。加算器9日の出力端はリードオンリーメモリ100のデータ入力端に 接続されている。メモリ100のデータ出力端はバッファ101の入力端に接続 されている。The same phase components XMId are shown by block 92 in FIG. is multiplied by a constant coefficient Sn or Tn so that Similarly, the quadrature component YA is also These coefficients are multiplied as indicated by block 94. The result and The respective products of are then added together as shown by block 96. and is applied to a second adder 98. Adders 96 and 98 both subtract Can perform calculations. The remaining input terminal of adder 98 is connected to the output terminal of buffer 101. It is. The output terminal of the adder 9 is connected to the data input terminal of the read-only memory 100. It is connected. The data output terminal of the memory 100 is connected to the input terminal of the buffer 101. has been done.
アドレス制御器102が必要なメモリアドレスを発生するために設けられている 。An address controller 102 is provided to generate the necessary memory addresses. .
加算器98の出力端は絶対値回路104にも接続されており、この絶対値回路は 加算および減算回路106の入力端に接続されている出力端を有する。この回路 106の出力端は保持レジスタ108の入力端に接続されており、レジスタ10 8の出力端は回路106の第2の入力端に接続されている。レジスタ108の出 力端はリミッタ/内挿器回路110の入力端にも接続されており、その出力端が プロセッサの出力端の役割をしている。The output terminal of the adder 98 is also connected to an absolute value circuit 104, and this absolute value circuit It has an output terminal connected to an input terminal of addition and subtraction circuit 106. this circuit The output terminal of the register 106 is connected to the input terminal of the holding register 108. The output of 8 is connected to the second input of circuit 106. Output of register 108 The power end is also connected to the input end of the limiter/interpolator circuit 110, whose output end is It serves as the output terminal of the processor.
次に第4図を参照すると、プロセッサの係数乗算回路92の追加的な詳細が示さ れている。直角位相データY 、xと組み合わされている回路94は類(以の作 動をする。Referring now to FIG. 4, additional details of the processor's coefficient multiplier circuit 92 are shown. It is. The circuit 94 combined with the quadrature data Y, make a move.
乗算回路92は4人力のマルチプレクサ回路116を含んでいる。マルチプレク サ116は4つの入力端の選択された1つに与えられている13ビツトの並列デ ータを導線118への出力端に転送し得る。4線120上の10ビツトのXnデ ータは直接にマルチプレクサ116の入力端I N oに供給される。入力端I N +に供給されるXスデータは乗算器回路122により2を乗算される。回 路122は簡単に、すべてのどノドがI N +へのxスの配線内で1ポジシヨ ンだけずらされるようにTN+の最下位ビットをx2の最下位ビットよりも1つ 上位のビットに配線する(以下同様)ことから成っている。入力端■N2に接続 される>(xデータは乗算器回路124により4を乗算されている。回路124 は簡単に、IN2に配線されるにつれて2ポジシヨンだけずらされる導線120 上のXスデータの10ビツトを有することにより乗算機能を実現する。最後に、 入力端IN3に与えられるXスデータは6を乗算される。乗算は、導線120上 のデータに回路126を通じて2を、また回路128を通じて4を乗算し、また これらの乗算の結果を加算器130を用いて加え合わせることにより実現されて いる。回路126および128はそれぞれ乗算器回路122および124と類似 している。Multiplier circuit 92 includes a four-power multiplexer circuit 116. multiplex The sensor 116 receives a 13-bit parallel digital signal applied to a selected one of the four input terminals. data may be transferred to the output to conductor 118. 10-bit Xn data on 4-wire 120 The data is fed directly to the input IN o of multiplexer 116 . Input terminal I The X data supplied to N+ is multiplied by 2 by multiplier circuit 122. times The line 122 is simply connected to one position in the x wire to IN +. The least significant bit of TN+ is shifted by one more significant bit than the least significant bit of x2. It consists of wiring to the upper bits (and so on). Connect to input terminal ■N2 >(x data has been multiplied by 4 by multiplier circuit 124. is simply wire 120 shifted two positions as it is routed to IN2. The multiplication function is realized by having 10 bits of the above X space data. lastly, The X data applied to the input terminal IN3 is multiplied by 6. Multiplication is on conductor 120 The data is multiplied by 2 through circuit 126 and by 4 through circuit 128, and This is achieved by adding the results of these multiplications using an adder 130. There is. Circuits 126 and 128 are similar to multiplier circuits 122 and 124, respectively. are doing.
乗算器回路92はさらに、所定のシーケンスで出力導線132.134および1 36上にディジタル信号を与える制御論理回路131を含んでいる。導線132 上の出力は、マルチプレクサ116の選択入力端に供給される2ビツトのデータ である。導線132上の2ビツトのデータは、マルチプレクサの4つの入力のう ちどの入力をその出力端に供給するかを制御する。もし定数SまたはTを+1も しくは−1とすべきであれば入力端I N oが選択され、+2もしくは−2と すべきであれば入力端IN+が選択され、+4もしくは−4とすべきであれば入 力端IN2が選択され、また+6もしくは−6とすべきであれば入力端IN3が 選択される。Multiplier circuit 92 further connects output leads 132, 134 and 1 in a predetermined sequence. It includes a control logic circuit 131 that provides digital signals on 36. Conductor 132 The upper output is the 2-bit data fed to the selection input of multiplexer 116. It is. The two bits of data on conductor 132 are sent to all four inputs of the multiplexer. Controls which input is applied to that output. If the constant S or T is also +1 Or, if it should be -1, input terminal INO is selected, and +2 or -2 is selected. Input terminal IN+ is selected if it should be set, and input terminal IN+ is selected if it should be set to +4 or -4. If input terminal IN2 is selected and should be +6 or -6, input terminal IN3 is selected. selected.
制御器131の出力4線134はマルチプレクサ116の零入力端に接続されて いる。もし信号がこの入力端に与えられれば、マルチプレクサの出力端はすべて 零である。従って、もし定数SまたはTを零とすべきであれば、制御器131が 導線134上に信号を与える。The output 4-wire 134 of the controller 131 is connected to the zero input terminal of the multiplexer 116. There is. If a signal is applied to this input, all outputs of the multiplexer are It is zero. Therefore, if the constant S or T should be zero, the controller 131 A signal is provided on conductor 134.
マルチプレクサ116の16ビ7)の並列出力は、導線118により示されてい るように、導線136を介して制御器131の出力により制御されている選択可 能なコンプリメンタ−回路138に供給されている。もし信号が導線]36上に 存在しなければ、コンプリメンタ−回路138はその入力端に与えられたデータ と同一のディジタル出力を導線140上に発生する。導線136上の信号は、導 線140上に出力されるデータをマルチプレクサ116からのデータのコンブリ メントにする。従って、もし係数SもしくはTを負とすべきであれば、制御器1 31は導線136上に信号を与える。The parallel outputs of the 16 bits 7) of multiplexer 116 are shown by conductors 118. A selectable switch is controlled by the output of controller 131 via conductor 136 so as to is supplied to a complementer circuit 138 which is capable of If the signal is on the conductor] 36 If not present, the complementer circuit 138 receives the data applied to its input. produces a digital output on conductor 140 identical to . The signal on conductor 136 The data output on line 140 is combined with the data from multiplexer 116. Make it a ment. Therefore, if the coefficient S or T should be negative, the controller 1 31 provides a signal on conductor 136.
コンプリメンタ−138により実現される機能は実際には間接的に行われる。も しXスデータおよびY気データの双方がコンブリメントされる必要があれば、正 のデータが最初に加算器96 (第3171)により加算されて、加算器98に 送られる。加算器98は次いで減算機能を実行するべく指令される。もしY攻デ ータのみがコンブリメントされる必要があれば、加算器96は減算機能を実行す るべく指令される。最後に、もしXKデータのみがコンブリメントされる必要が あれば、加算器96および98の双方が減算機能を実行するべく指令される。The functions performed by complementer 138 are actually performed indirectly. too If both the X and Y data need to be combined, the data is first added by adder 96 (3171st) and then sent to adder 98. Sent. Adder 98 is then commanded to perform a subtraction function. If Y attack de If only data need to be combined, adder 96 performs a subtraction function. be instructed to do so. Finally, if only the XK data needs to be combined If so, both adders 96 and 98 are commanded to perform the subtraction function.
ビーム方向に沿う5つの超音波バーストの最初のものに続く190μsのサンプ リング周期の間に生起するビーム線形式〇 (n=0)の間に、加算器96(第 3図)は第1表に示されているような値のシーケンスを発生する。190 μs sump following the first of five ultrasound bursts along the beam direction During the beam line form ○ (n=0) occurring during the ring period, the adder 96 (the 3) generates a sequence of values as shown in Table 1.
など 第1表の最初の4つの値は復調器出力信号xgおよびY8から計算され、これら はビーム線に対する+1 fJI器データの最初のサンプル(k=o)である。Such The first four values in Table 1 are calculated from the demodulator output signals xg and Y8; is the first sample (k=o) of the +1 fJI instrument data for the beam line.
次の1.12μsの時間間隔である次の時間間隔(k=]、)の間、復調器出力 が再びサンプルされ、データ対X3およびYルを与える。第1表の次の4つの出 力値はこの新しいデータから導き出される。この過程は最初の超音波バーストの 送り出しに続く残りの間隔の各々(k=2ないし174)の間!1!続する。During the next time interval (k=],) which is the next 1.12 μs time interval, the demodulator output is sampled again to give the data pair X3 and Y. The following four outputs in Table 1 Force values are derived from this new data. This process begins with the first ultrasound burst. During each of the remaining intervals (k=2 to 174) following delivery! 1! Continue.
各時間加算器96は動作を完了し、和が第2の加算器98に供給される6同時に 、データがランダムアクセスメモリ100がら読み出されて、バッファレジスタ 101に転送される。レジスタ101出力端は加算器96により与えられるデー ター、の加算のために加算器98の第2の入力端に接続されている。和は次いで 第2のバッファレジスタ103内ヘロードされ、また次いで先の読み出しの際の アドレスと同一のアドレスでメモリ100内へ戻される。メモリのアドレス指定 はアドレス制御器102を用いて行われる。メモリ100は好ましくは高速スタ ティックランダムアクセスメモリから製作されている。日立型のHM6116− P2という品番の8ビツト4×2にワードCMOSメモリがこの目的に適してい ることが見出されている。Each time adder 96 completes its operation and the sum is provided to a second adder 98 at the same time. , data is read from the random access memory 100 and stored in the buffer register. 101. The output terminal of the register 101 receives the data given by the adder 96. is connected to a second input of adder 98 for addition of . sum is next is loaded into the second buffer register 103 and then used in the previous read. It is returned to the memory 100 at the same address. Memory addressing is performed using address controller 102. Memory 100 is preferably a fast starter. It is made from tick random access memory. Hitachi type HM6116- An 8-bit 4x2 word CMOS memory with part number P2 is suitable for this purpose. It has been found that
ビーム線形式〇 (n=o)の間、メモリ100から読み出されて加算器98に 供給されるデータは、バッファ101へのリセット制御の能動化によりすべて零 に強制される。これは他のビーム線形式(n−1〜4)では生起しない。ビーム 線形式0の零データは次いで、第1表中に示されている値を生ずるべく加算器9 8により加算器96からのデータと加算される。和は次いでメモリ100内に記 憶される。During beam ray format 〇 (n=o), the data is read from the memory 100 and sent to the adder 98. The supplied data is all zero by activating the reset control to the buffer 101. be forced to. This does not occur with other beam line types (n-1 to n-4). beam The zero data in linear form 0 is then added to adder 9 to produce the values shown in Table 1. 8 is added to the data from adder 96. The sum is then recorded in memory 100. be remembered.
メモリ100の別々の領域が(5j、調器サンプル(XおよびY)の各対に対し て用意されている。各領域は4つのアドレスを有する。ビーム線形式Oの間、第 1の復調器対(χ8およびY8)に対する4つのアドレスが第2表中に示されて いる4つの値を保持する。A separate area of memory 100 (5j, for each pair of instrument samples (X and Y) It is provided. Each area has four addresses. During the beam line form O, the th The four addresses for one demodulator pair (χ8 and Y8) are shown in Table 2. It holds four values.
X 3 S o + Y 8T 。X 3 S o + Y 8T.
XgTo YjjS。XgTo YjjS.
ビーム線形式Oの残余の間、続く169のデータサンプル(n−1〜174)の 各にと組み合わされている4つの値が追加的なメモリ位置内に記憶される。During the remainder of beam line format O, the following 169 data samples (n-1 to 174) The four values associated with each are stored in additional memory locations.
次のビーム線(n=1)の間、加算器96により与えられる値は第3表中に示さ れている。During the next beamline (n=1), the values given by adder 96 are shown in Table 3. It is.
など 第3表の値は、先のビーム線形式(n=o)の間にメモリ内ヘロートされた対応 する値と加算されるべく順次に加算器98に送られる。最初のビーム線形式O値 は第1表中に示されている。第4表中に示されている加算された結果は同一位置 でメモリ内に戻される。Such The values in Table 3 correspond to the in-memory herotation during the previous beam line format (n=o). are sequentially sent to an adder 98 to be added to the value. First beam line form O value are shown in Table 1. The added results shown in Table 4 are at the same position. is returned to memory.
Σヱし及 XgSo−Y:To+X’、5t−Y’、T+X:To+Y:So+X?T++ Y?S+X : S o + Y g T o + X 7 S + + Y ? T +X:Ta lsa+X?T+−IS+ XaSo−Y、;To+X;5t−YjT+XaTo+YみSo+XjT++Y ’、S+X 4 S O+ Y 4 T O+ X ; S + + Y : T +X 4 T o −Y 、’ S o + X ’、 T + Y ; S +X5So−Y:To+X7S+ Y?TIX g T O+ Y g S O+ X j T 1+ Y j S Iなど 同一のシーケンスがその後の3つのビーム線形式(n=2〜4)に対して繰り返 される。最後または第5のビーム線形式、(n=4)の間、メモリ100は第5 表に示されている値により更新される。Σ XgSo-Y:To+X', 5t-Y', T+X:To+Y:So+X? T++ Y? S+X: S o + Y g T o + X 7 S + + Y ? T+X: Ta lsa+X? T+-IS+ XaSo-Y;To+X;5t-YjT+XaTo+YMiSo+XjT++Y ’, S+X 4 S O+ Y 4 T O+ X; S + + Y: T + X 4 T o - Y, 'S o + X', T + Y; S+X5So-Y:To+X7S+Y? TIX g T O + Y g S O + X j T 1 + Y j S I etc. The same sequence is repeated for the subsequent three beam line formats (n=2-4) be done. During the last or fifth beam line type, (n=4), the memory 100 Updated with the values shown in the table.
+xys3−y宝S3+X:S4 Y:T4X g T O+ Y 8 S O + X ? T I +Y ? S I + X ”: T 2 + Y : T 2+XτT3+Y宝S l+ X : T→+Y : S 4X8SO+Y 8TO+X9.St +Y?T+ +X7S2+YjT2τχτS3+YτS 1 + X : S s + Y : T 4X:TOY8SO+X?TI Y ?S+”X:T2 YffS2+X’7T3−Y写S 3+X 、o T 4− Y o、 S 4X 2 S o Y Q T O+X: S + Y : T I T X i 37 Y i Ty+ X i S 3 Y j T 3 + X 4 S 4− Y 4 T 4χ4 To+Y5So+XjT+ +Y ;S+ +Xj−r’2+YiS2+ X j T 3 + Y j S 3+ X : T 4 + Y 4 S 4X a S o + Y A T o + X j S + +、 Y j T + ” X j S 2 + Y i T 2+ X f S 3 + Y ! T 3 + X : S 4 TY 2 T 4X Q T o Y 4 S o + X +、 T + Y ’ 、 S + + X % T 2− ¥ : S 2+X1TI YiSt+X 4T4 Y4S4X5So Y:To+XjS+ YjT++X;S2 Y3T 2十X i S 1− Y i T 3 + X i S 4− Yミニ4X ’j、 T o + Y Q S O+ X ’、 T I + Y j S + +χj T 2 + Y i S 2” X ’r T 3 ” Y i S 3 + X 4 T 4↓Y i S 4など 最終のビーム線形式の間にメモリ100内に記憶される最初の4つの値は、第5 表に示されているように、式(1)かられかるように速度エステイメータ■0を 計算するために用いられる4つの項に相当する6同様に、メモリ内に記憶される 次の4つの項は速度エステイメータ■1を計算するために用いられる。この時点 でメモリ内に記憶される次の4つの連続する値の各々は特定のビーム方向に沿っ て同一の仕方で残りの速度エステイメータ■2ないし■174 を計算するため に用いられる。+xys3-y treasure S3+X:S4 Y:T4X g T O+ Y 8 S O +X? TI+Y? S I + X”: T2 + Y: T2+XτT3+Y Treasure S l+X: T→+Y: S4X8SO+Y 8TO+X9. St+Y? T+ +X7S2+YjT2τχτS3+YτS 1 + X: S s + Y: T 4X: TOY8SO+X? T.I.Y. ? S+”X:T2 YffS2+X’7T3-Y copy S3+X, o T4- Y o, S 4X 2 S o Y Q T O+X: S + Y: T I T X i 37 Y i Ty + X i S 3 Y T 3 + X 4 S 4- Y 4 T 4χ4 To+Y5So+XjT+ +Y ;S+ +Xj-r’2+YiS2+XjT3+YjS3+ X: T 4 + Y 4 S 4X a S o + Y A T o + X j S + +, Y j T + ” T 2 + X f S 3 + Y! T 3 + X: S 4 TY 2 T 4X Q T o Y 4 S o + X +, T + Y’ , S + + X% T2-¥: S2+X1TI YiSt+X 4T4 Y4S4X5So Y:To+XjS+YjT++X;S2 Y3T 20X i S 1- Y i T 3 + X i S 4- Y mini 4X ’j, T o + Y Q S O + X’, T I + Y S + +χj T 2 + Y i S 2” X’r T 3” Y i S 3 + X 4 T 4 ↓ Y i S 4 etc. The first four values stored in memory 100 during the final beamformation are the fifth As shown in the table, the speed estimator ■0 is determined from equation (1). 6, which corresponds to the 4 terms used to calculate, are also stored in memory The following four terms are used to calculate the speed estimator ■1. at the time Each of the next four consecutive values stored in memory at to calculate the remaining speed estimators ■2 to ■174 in the same way. used for.
次に第5A図を参照して、扇形走査の一部分に対するタイムシーケンスをさらに 説明する。第5A図のタイムダイアグラムの行Aは、完全な扇形走査の約1./ 2にわたり血液流データを発生するべく超音波が送り出されるビーム方向を示す 、6.iビーム方向の全部が全走査にわたる血液流データを発生するのに用いら れる。示されているように、30ビーム方向の全部が半走査のために用いられ、 各方向は方向番号Oないし29を付されている。ダイアグラムの行Bは経過時間 をμSで示す。1/2走査は約30μsを必要とし、ビーム方向の変化は1rn Sごとに生起する。Referring now to Figure 5A, the time sequence for a portion of the sector scan is further illustrated. explain. Row A of the time diagram of FIG. 5A is approximately 1.5 m of the complete sector scan. / 2 shows the beam direction in which ultrasound waves are sent to generate blood flow data. ,6. All i-beam directions are used to generate blood flow data over the entire scan. It will be done. As shown, all 30 beam directions are used for half-scanning, Each direction is labeled with a direction number O through 29. Row B of the diagram is the elapsed time is expressed in μS. 1/2 scan requires approximately 30μs, and beam direction change is 1rn Occurs every S.
第5A図の行B、C,DおよびEは走査の方向線番号1および2の間の拡大され た時間間隔を示す。行Bにより示されているように、各ビーム方向に生起する5 つのビーム線形式(0〜4)が存在する。各ビーム線の継続時間は約200μs である。Rows B, C, D and E of Figure 5A are enlarged between scan direction line numbers 1 and 2. indicates the time interval. 5 occurring in each beam direction, as shown by row B. There are three beam line types (0-4). The duration of each beam line is approximately 200μs It is.
ビーム方向番号lのビーム線形式3の時間周期は行FおよびG内に示されている 。この周期は走査の1600msと1800msとの間に屈する。はぼ最初の8 μsの間、プローブ12は超音波を送り出す。残りの192μsの間、プローブ は受信器として作用し、反射された超音波を検出する。受信間隔の典型的な拡大 された区間が行H内に示されている。この区間は走査の1616゜00μs点と 1621.60μs点との間に屈する。The time period of beam line type 3 with beam direction number l is shown in rows F and G. . This period falls between 1600ms and 1800ms of scanning. habo first 8 During μs, the probe 12 sends out ultrasound waves. During the remaining 192 μs, the probe acts as a receiver and detects the reflected ultrasound waves. Typical increase in reception interval The interval is shown in row H. This section is the 1616°00μs point of scanning. It yields between 1621.60 μs point.
次に第5B図を参照して、プロセッサユニット60のメモリ100の読み書き動 作および関連する事象をさらに説明する。ビーム方向番号1のビーム線形式3の 間に生起する第5B図の行H内に示されている時間間隔を例として用いることに する。第5B図の行Aは検査されるべき走査の時間間隔を示す。行Bは1616 ゜00μsの時点に零を有する相対的時間を示す。示されている周期は0.28 μs間隔に分解されている。最初の0.28μs間隔の開始時に同一位相係数乗 算器92(第3図)は第5B図の行Cにより示されているように信号X1を与え られる。同様に、直角位相係数乗算器94が行りにより示されているように信号 Y1を与えられる。これらの値は前記のように1.12μs後にそれぞれXlお よびYlに更新される。Next, referring to FIG. 5B, read/write operations of the memory 100 of the processor unit 60 will be described. Further explains the process and related events. Beam direction number 1 beam line type 3 Using as an example the time interval shown in row H of FIG. 5B that occurs between do. Line A of FIG. 5B shows the time interval of the scan to be examined. Row B is 1616 The relative time is shown with zero at 00 μs. The period shown is 0.28 It is resolved into μs intervals. Multiply the same phase coefficient at the beginning of the first 0.28 μs interval Calculator 92 (FIG. 3) provides signal X1 as indicated by line C of FIG. 5B. It will be done. Similarly, the quadrature coefficient multiplier 94 outputs the signal as shown by the rows. Y1 is given. These values become Xl and Xl respectively after 1.12μs as mentioned above and Yl.
最初の0.28μs間隔の最初の部分の間、係数乗W−器92はデータX1に8 3を乗算し、また係数乗算器94はデータYlにT3を乗算する。これらの値は 第5B図の行已に示されているように、出力値X1S3 Y’)T3を生ずる加 算器96に供給される。乗算器92および94は、同じく行Eに示されているよ うに、0.28μsごとに1回ずつ係数乗算を行う。During the first part of the first 0.28 μs interval, the coefficient multiplier 92 applies 8 3, and the coefficient multiplier 94 multiplies the data Yl by T3. These values are As shown along the lines in Figure 5B, the addition that produces the output value X1S3Y')T3 The signal is supplied to a calculator 96. Multipliers 92 and 94 are also shown in row E. In other words, coefficient multiplication is performed once every 0.28 μs.
メモリ100の書き込みサイクルとそれに続く読み出しサイクルとが0.28μ sごとに1回ずつ生起する。たとえば、第5B図の行Fに示されているように、 アドレス4におけるメモリ100の内容は最初の0.28μs間隔の第2の半部 の間に読み出される。The write cycle and subsequent read cycle of memory 100 are 0.28μ Occurs once every s. For example, as shown in row F of Figure 5B, The contents of memory 100 at address 4 are the second half of the first 0.28 μs interval. is read between.
この時にアドレス4においてメモリ100から読み出されたデータは行Gに示さ れており、また一時的にバッファ101 (第3図)内に保持される。次の0. 28μs間隔の最初の半部の間には、相対的時点0.28μsで開始して、デー タがメモリアドレス3内に書き込まれる。これらのデータは次のビーム線形式ま で用いられず、また示されていない。またこの時点で、アドレス4からまさに読 み出されたバッファ101の内容(行Gに示されている)が加算器96により出 力されたデータに加算される。加算器98により行われるこの加算は行Hに示さ れており、また和は一時的にバッファ103 (第3図)内に保持される。The data read from the memory 100 at address 4 at this time is shown in row G. It is also temporarily held in the buffer 101 (FIG. 3). Next 0. During the first half of the 28 μs interval, starting at relative time 0.28 μs, data is data is written into memory address 3. These data are in the following beam line formats or Not used or shown in . Also, at this point, exactly read from address 4. The extracted contents of buffer 101 (shown in line G) are output by adder 96. added to the input data. This addition performed by adder 98 is shown in row H. and the sum is temporarily held in buffer 103 (FIG. 3).
0.28μs間隔の最終の半部の間には、相対的時点0.56μSで終了して、 アドレス5におけるメモリ100の内容が読み出されて、行FおよびGに示され ているようにバッファ101内に記憶される。バッファ103内に記憶された加 算器98の出力は次いで、行FおよびGに示されているように、相対的時点0. 56μsで開始する次の0.28μs間隔の最初の半部の間にアドレス4におい てメモリ100内に書き込まれる。During the last half of the 0.28 μs interval, ending at the relative time 0.56 μS, The contents of memory 100 at address 5 are read and shown in lines F and G. The data is stored in the buffer 101 as shown in FIG. Additions stored in buffer 103 The output of calculator 98 is then at the relative time point 0.0, as shown in lines F and G. at address 4 during the first half of the next 0.28 μs interval starting at 56 μs. and written into the memory 100.
上記の交互の読み出し/書き込みシーケンスは、メモリ100の4つの位五(ア ドレス4〜7)にに=1に対するビーム線形式3のデータが記憶され終わるまで 繰り返される。シーケンスは次いで、メモリアドレス8〜11がビーム線形式3 のデータをロードされるべく接続される相対的時点1.12μsで開始して、k =2に対して繰り返される。メモリローディングシーケンスはビーム線形式3の データの残りに対して繰り返される。次の最終のビーム線(形式4)の間は、メ モリ100内のデータは前記の仕方と同一の仕方でビーム線形式4のデータと複 合される。複合されたデータは次いで順次に前記の仕方で絶対値回路104 ( 第3図)、加算/減算回路106、レジスタ108およびリミタ/内挿器回路+ 10に供給される。これらのデータ回路はビーム線形式4のデータが発生される まで能動的でない。The above alternating read/write sequence consists of four digits of memory 100. Until the data of beam line format 3 for 2 = 1 is stored in addresses 4 to 7) Repeated. The sequence then continues with memory addresses 8-11 being beamline type 3. Starting at the relative time point 1.12 μs connected to be loaded with data of k =2. The memory loading sequence is beam line type 3. Repeat for the rest of the data. During the next final beam line (format 4), The data in memory 100 is duplicated with beam line format 4 data in the same manner as described above. will be combined. The combined data is then sequentially passed through the absolute value circuit 104 ( (Fig. 3), addition/subtraction circuit 106, register 108, and limiter/interpolator circuit + 10. These data circuits generate beam line type 4 data. Not active until then.
プロセッサユニット66を含む種々の構成要素は互いに同期して同時に作用する 。従って、たとえば、係数乗算器92および94は一方の群のデータに作用し、 他方加算器98およびメモリ100は他方の群のデータに作用する。また、k= 1に対するメモリ書き込みはに=2にり4するメモリ書き込みおよび同様にkの 一層大きい値に対するメモリ読み出しを挟み込まれている。“パイプライニング と呼ばれることもあるこのような動作は高速のデータ処理を可能にする。The various components, including processor unit 66, operate simultaneously and synchronously with each other. . Thus, for example, coefficient multipliers 92 and 94 operate on one group of data; Adder 98 and memory 100, on the other hand, operate on the other group of data. Also, k= Memory write for 1 = 2 = 4 memory write and similarly for k Memory reads for larger values are interleaved. “Pipe lining This operation, sometimes referred to as , allows for high-speed data processing.
ブロック104により示されているように、最終のビーム線形式(n = 4) の間にメモリ100内に記憶されたデータの絶対値Aは順次に計算される。さら にブロック106により示されているように、いったんメモリ泣面の絶対値が決 定されると、値Aは先にメモリから読み出されて一時的に保持レジスタ108内 に保持された値Bに加算され、もしくは減算される。値AおよびBは式(1)の 4つの絶対値項の各々の前の符号に従って互いに加算もしくは減算される。たと えば、30ビーム方向の1つに沿う最初の時間間隔(■0)に対する速度エステ イメータは下記のとおりである。As indicated by block 104, the final beam line form (n = 4) The absolute value A of the data stored in the memory 100 during this time is calculated sequentially. Sara Once the absolute value of the memory surface is determined, as indicated by block 106 in FIG. When the value A is set, the value A is first read from memory and temporarily stored in the holding register 108. is added to or subtracted from the value B held in . Values A and B are given by equation (1). The four absolute value terms are added to or subtracted from each other according to their previous sign. and For example, the velocity estimation for the first time interval (■0) along one of the 30 beam directions. The imager is as follows.
V’=l (X:So−YgTo (1)+ X ? S + Y ? T + + X’jS2 YYTz + xys 3−yHT。V'=l (X: So-YgTo (1) + X? S + Y? T + +X’jS2 YYTz + xys 3-yHT.
絶対値回路104の機能は間接的に実行される。もしバッファ103の出力が負 であれば、回路106の正規な加算/減算作用は逆にされる。もし負でなければ 、正規な加算/減五作用が行われる。The function of absolute value circuit 104 is performed indirectly. If the output of buffer 103 is negative If so, the normal addition/subtraction operations of circuit 106 are reversed. if not negative , a regular addition/subtraction operation is performed.
次に第6図を参照すると、一般的にプロセッサユニットロ6の伝達特性を表す曲 線112が示されている。グラフの横軸は反射された超音波により検出されたド ツプラーシフトを表し、また縦軸はブロセ、7サユニット66により発生された 合成速度エステイメータ■6の大きさを表している。速度エステイメータv′の 大きさおよび符号はディスプレイ上に得ろれる血液原像の色および強度で表され ている。プローブの方向の血液速度の成分に比例しているドツプラーシフトは、 血液ボリュームから反射された超音波がサンプルされる周波数rSで表されてい る。前記のように、典型的な超音波バーストは200msごとに1回ずつ発生さ れ、また特定のボリュームの血液が同一のレートでサンプルされる。Next, referring to FIG. 6, a song generally representing the transfer characteristics of processor unit 6 Line 112 is shown. The horizontal axis of the graph is the dots detected by reflected ultrasound. The vertical axis represents the Tsuppler shift, and the vertical axis is generated by Brose, 7 subunits 66. It represents the size of the composite speed estimator ■6. speed estimator v′ The magnitude and sign are represented by the color and intensity of the blood original image obtained on the display. ing. The Doppler shift, which is proportional to the component of blood velocity in the direction of the probe, is The ultrasound waves reflected from the blood volume are sampled at the frequency rS. Ru. As mentioned above, a typical ultrasound burst occurs once every 200ms. and a specific volume of blood is sampled at the same rate.
従って、サンプリングレートfsは5kHzである。Therefore, the sampling rate fs is 5kHz.
曲線112は基本的に、ドツプラーシフト(血液速度)が変数X六およびYiで 表されている式(1)のプロットである。プローブ12に向かう血液流に対して は、式(1)の最初の2つの絶対値項が支配的であり、また■1の正の値が発生 される。高い速度の血液流に対しては、速度エステイメータの大きさが大きいの で、色変調器76 (第2B図)は明るい青の出力を生ずる。プローブ12に向 かう速度の低い血液流に対しては、血液原像の明るさは減ぜられる。プローブ1 2から去る血液流に対しては、式(1)の最後の2つの絶対値頃が支配的であり 、またV′の負の値が発生される。プローブに向かう速度の高い血液流に対して は、色変調器76は明るい赤の像を生ずる。同一方向に速度の大きさが小さくな れば、像は暗くなる。Curve 112 is essentially a Doppler shift (blood velocity) with variables X and Yi. 1 is a plot of equation (1) as shown. For blood flow towards probe 12 The first two absolute value terms in equation (1) are dominant, and a positive value of ■1 occurs. be done. For high velocity blood flow, the velocity estimator should be large. The color modulator 76 (FIG. 2B) then produces a bright blue output. towards probe 12 For such slow blood flow, the brightness of the blood original image is reduced. probe 1 For the blood flow leaving from 2, the last two absolute values of equation (1) are dominant. , and a negative value of V' is generated. For high velocity blood flow towards the probe In this case, color modulator 76 produces a bright red image. The magnitude of the velocity decreases in the same direction. If so, the image will be dark.
本発明の重要な特徴は、本発明による診断装置が比較的低い周波数のドツプラー 信号を排除する能力を有することである。心臓のような身体臓器の低速で運動す る壁からの反射により大きく発生されるこれらの信号は血液原情報の表示と干渉 する。第6図かられかるように、曲線112は原点の付近でグラフの第1および 第3象限内で非常に非線形になる。この屈曲は本発明による装置が運動する臓器 璧により発生される低い周波数のドツプラー信号を排除する能力を大幅に高める 。好ましくは、■ゝの大きさが所定の値以下に不感帯114内へ低下する時にデ ィスプレイ上に思出力を発生する回路が設けられている。曲線112の屈曲は、 以下に説明するように、式(1)の適当な値S1およびTnの選定により達成さ れる。An important feature of the invention is that the diagnostic device according to the invention uses relatively low frequency Doppler It has the ability to eliminate signals. It causes body organs like the heart to move at lower speeds. These signals, which are largely generated by reflections from the walls, interfere with the display of blood source information. do. As can be seen from FIG. 6, the curve 112 is located near the origin at the first and It becomes highly nonlinear within the third quadrant. This curvature is the organ that the device according to the invention moves. significantly increases the ability to reject low frequency Doppler signals generated by . Preferably, when the magnitude of ■ decreases below a predetermined value into the dead zone 114, the A circuit that generates a thinking force is provided on the display. The bend of the curve 112 is This can be achieved by selecting appropriate values S1 and Tn in equation (1), as explained below. It will be done.
高速の血液流はサンプリングレー)f+と比較可能な大きさのドツプラーソフト を発生することができる。たとえば、第6図かられかるように、0.33fsよ りも大きいドツプラーシフトは所望の結果と反則に像の明るさを減する結果とな る。もしドツプラー周波数が0.5fSよりも大きければ、像の色は実際に青か ら赤へ切換えられる。この現象は一般にエイリアシングと呼ばれている。ドツプ ラーシフトは、たとえば、3 k fizであってよく、この場合、5kHzの 典型的なサンプリング周波数が用いられるとすれば、エイリアシングが生ずる。(Sampling Ray for high-speed blood flow) Doppler software comparable in size to f+ can occur. For example, as shown in Figure 6, 0.33fs A Doppler shift that is too large will result in a reduction in image brightness, contrary to the desired result. Ru. If the Doppler frequency is greater than 0.5fS, is the image actually blue? to red. This phenomenon is generally called aliasing. Dotsupu The error shift may be, for example, 3 kHz, in which case the 5 kHz Aliasing will occur if typical sampling frequencies are used.
従って、サンプリング周波数が高くされなければならない。しかし、もしサンプ リング周波数があまりにも高くされると、1つのバーストから発生された身体内 の深い部位からの反射超音波と次のバース1−から発生された身体の浅い部位か らの反射超音波とが混同される可能性がある。このあいまいさは、反射超音波の 処理を所定の最大深さに制限することにより回避され得る。この最大深さはサン プリング周波数および身体内の音速に関係する。たとえば、もしエイリアシング を回避するためにサンプリング周波数を1QkHzに高める必要があれば、あい まいさは、組織内の超音波の速度が約6.5cm/μSであることから、超音波 が処理される深さを約6cmに制限することにより回避され得る。Therefore, the sampling frequency must be increased. But if the sump If the ring frequency is made too high, the internal energy generated from one burst Ultrasound reflected from a deep part of the body and a shallow part of the body generated from the next birth 1- There is a possibility that it may be confused with reflected ultrasound waves. This ambiguity is due to the fact that reflected ultrasound This can be avoided by limiting processing to a predetermined maximum depth. This maximum depth is It is related to the pulling frequency and the speed of sound within the body. For example, if aliasing If it is necessary to increase the sampling frequency to 1QkHz to avoid The speed of ultrasonic waves in tissues is approximately 6.5 cm/μS, so can be avoided by limiting the depth at which processing is done to about 6 cm.
前記のように、第6図の曲線112は基本的に式(1)のプロットである。この 特定の式は、係数SnおよびTnの値を含めて、本発明の応用に好ましいことが 見出されているが、他の伝達関数も用いられ得る。これに関して、厳密な数学的 解析というよりも直観的なアプローチを用いて、式(1)をさらに説明する。As mentioned above, curve 112 in FIG. 6 is essentially a plot of equation (1). this The particular formula, including the values of the coefficients Sn and Tn, may be preferred for the application of the present invention. Although found, other transfer functions may also be used. In this regard, strict mathematical Equation (1) is further explained using an intuitive rather than analytical approach.
プロセッサユニット66に与えられるドツプラー信号は下式により表され得る。The Doppler signal provided to the processor unit 66 can be expressed by the following equation.
す)。Xは信号の同一位相成分であり、Yは信号の直角位相成分であり、kは時 間間隔であり、またnはビーム線形式番号である。好ましい実施例では、kは0 から174まで変化し、またnは0から4まで変化する。項Wスは複素平面上に プロットされる5つのフェーサとして可視化され得る。これらのフェーサは5つ のビーム線形式に対する反射超音波から検出器により発生されたXスおよびY x、により決定される。相続(フェーサが、反射超音波の検出されたドツプラー シフトに一致するレートで原点の周りの位置で発生される。回転の方向はプロー ブ12に向かう血液流に対しては時計周り方向であり、またプローブから離れる 血液流に対しては反時計周り方向である。時間領域内では、値X六およびYスは 互いに90度ずれた位相とドツプラー周波数に等しい周波数とを有する正弦波形 を表す。X金波形はプローブから離れる流れに対してはY 、xよりも遅れてお り、またプローブに向かう流れに対してはYスよりも進んでいる。vinegar). X is the in-phase component of the signal, Y is the quadrature component of the signal, and k is the time and n is the beam line format number. In the preferred embodiment, k is 0 to 174, and n varies from 0 to 4. The term W is on the complex plane It can be visualized as five facers plotted. These facers are 5 X and Y generated by the detector from the reflected ultrasound for the beam line format of x, determined by Inheritance (facer detected Doppler of reflected ultrasound) Occurs at positions around the origin at a rate matching the shift. The direction of rotation is clockwise direction for blood flow towards the probe 12 and away from the probe. The direction is counterclockwise for blood flow. In the time domain, the values X and Y are A sinusoidal waveform with phases 90 degrees out of phase with each other and a frequency equal to the Doppler frequency represents. For the flow away from the probe, the X waveform lags behind Y and x. In addition, the flow toward the probe is ahead of Ys.
値An′は5つの複素数の組であり、右上に添えられている星印じ)によりkn の複素共役数であることが示されている。Rゞの大きさが大きいように選定され ている。前記のように、この方向の血液流に対するW iの種々の値は順次に大 きいフェーザ角を有するフェーサにより表され得る。従って、フェーサは時計周 6の大きさが小さいように選定されている。もしドツプラー周波数が低いならば 、命スの5つのフェーサの順次の位相ずれは比較的小さい。時間領域内では、5 つのサンプルが作られる時間周期にわたるドツプラー信号波形は近似的に、一定 のオフセットおよびわずかな曲率を存する直線的ランプとして現れる。従って、 こに1つの定数と、(n−2)に比例する項(この項は波形の中心を原点に五< )と、(n −2>の二乗に比例する項との和により近似され得る。The value An' is a set of five complex numbers, and kn is shown to be the complex conjugate number of . It is selected so that the magnitude of Rゞ is large. ing. As mentioned above, various values of W i for blood flow in this direction are successively larger. can be represented by a facer with a large phasor angle. Therefore, the facer is clockwise 6 is selected to be small. If the Doppler frequency is low , the sequential phase shift of the five facers is relatively small. In the time domain, 5 The Doppler signal waveform over the time period over which two samples are made is approximately constant. It appears as a straight ramp with an offset and a slight curvature. Therefore, One constant and a term proportional to (n-2) (this term is 5< ) and a term proportional to the square of (n-2>).
’JJ ;=二+b (n−2) +: (n−2) ’ (4)式(1)の項 SnおよびTnは下式のようにhnの実数部および虚数部を表す。'JJ; = 2 + b (n-2) +: (n-2)' (4) term of formula (1) Sn and Tn represent the real part and imaginary part of hn as shown in the following formula.
Rn=Sn + j 丁−n (5) 式(1)のSnおよびTnの各々の5つの値は式(4)に示されている定数、( n−2>に比例する項および(n−2)の二乗に比例する項に不感受性であるよ うに選定された。Snは(n −2)の偶関数であるように選定された。下式の 関係がsnの5つの値を選定する基礎とされた。Rn=Sn + j Ding-n (5) The five values of each of Sn and Tn in equation (1) are the constants shown in equation (4), ( so as to be insensitive to terms proportional to n-2> and to terms proportional to the square of (n-2). was selected by the sea urchin. Sn was chosen to be an even function of (n-2). The following formula The relationship was the basis for selecting the five values of sn.
4SO+SI+S3+4S4=O(7)式(6)は式(4)の定数項への不感受 性を保証する。さらに式(7)は式(4)の二乗比例項一・の不感受性を保証す る。加えて、Snは(n−2)の対称関数であるように選定された。S2の振幅 は任息に6に設定された。S3およびS4は、式(6)および(7)に従って、 それぞれ−4および1として選定された。4SO+SI+S3+4S4=O(7) Equation (6) is insensitive to the constant term of Equation (4) guarantee sex. Furthermore, equation (7) guarantees the insensitivity of the square proportional term 1 in equation (4). Ru. Additionally, Sn was chosen to be a symmetric function of (n-2). Amplitude of S2 was arbitrarily set to 6. S3 and S4 are according to equations (6) and (7), They were selected as -4 and 1, respectively.
snは偶関数であるので、5O=34=1かつ51=32= 4である。Since sn is an even function, 5O=34=1 and 51=32=4.
Tnの値は(n−2)の奇関数として選定された。このTnO値は式(4)の定 数および二乗比例項への不感受性を保証する。The value of Tn was chosen as an odd function of (n-2). This TnO value is determined by the equation (4). guarantees insensitivity to numbers and squared proportional terms.
係数T3は任急に−4に設定された。式(4)の−乗比例項への不感受性を保証 するため、下式が用いられた。The coefficient T3 was arbitrarily set to -4. Guaranteed insensitivity to the negative power proportional term in equation (4) Therefore, the following formula was used.
2To−T+ +T1 2T4=O(8)式(8)および他の制約条件からT4 は2、T+=−T+=4かつTo= 2として選定された。低速度運動への不感 受性または近似的不感受性を得るのに5t−tおよびTnの他の値も選択され得 ることは理解されよう。2To−T+ +T1 2T4=O(8) From equation (8) and other constraints, T4 was chosen as 2, T+=-T+=4 and To=2. Insensitivity to low-speed motion Other values of 5t-t and Tn may also be selected to obtain susceptibility or approximate insusceptibility. It will be understood that
SnおよびTnの上記の値は複素平面の原点の周りに大体均等に分布している5 つの複素係数hnを生ずる。係数は時計周り方向に原点の周りにプロセッサユニ ット66により順次に発生される。The above values of Sn and Tn are approximately evenly distributed around the origin of the complex plane5. yields two complex coefficients hn. The coefficients are distributed around the origin in a clockwise direction. are sequentially generated by the bits 66.
前記のように、金スの5つの値は、サンプリング周波数rsに等しいレートで順 次に発生される複素平面上の5つのフェーサとして見られ得る。もし血液流がブ ローブエ2から去っているならば、フェーサは時計周り方向に発生される。他方 、もし血液流がプローブ12に向かっているならば、フェーサは反時計周り方向 に発生される。As mentioned above, the five values of gold are sequentially arranged at a rate equal to the sampling frequency rs. It can be seen as five facers on the complex plane that are then generated. If the blood flow is If leaving the lobe 2, the facer will be generated in a clockwise direction. on the other hand , if the blood flow is towards the probe 12, the facer will move in a counterclockwise direction. occurs in
式(3)かられかるように、値G′はフエーザ台六に係数hn“を乗算すること により得られた5つの複素値を加え合わせることにより発生される。もし血液流 がプローブ12から去っているなろば、係vJ、Rn“および値Wスの位相角は 同一方向に進む。その場合、5つの債は大体同一の位相角を有し、従ってまた加 算時に積極的に加わり合う。もし血液流が反対方向であれば、係数に角を有する 。従って、積が加え合わされる時、最終値の大きさは小さい。従って、項ckは プローブから去る血液流に対しては比較的大きく、またプローブに向かう血液流 に対しては、また低速度で運動する臓器壁および血液により発生される低周波数 のドツプラーに対しては比較的小さい。追加的な項H′は下式で表され得る。As can be seen from equation (3), the value G' is obtained by multiplying the phasor base by the coefficient hn''. is generated by adding together the five complex values obtained. If blood flow has left the probe 12, the phase angle of the coefficients vJ, Rn" and the value Ws is proceed in the same direction. In that case, the five bonds have approximately the same phase angle and therefore also add Actively participate in calculations. If the blood flow is in the opposite direction, the coefficient has an angle . Therefore, when the products are added, the magnitude of the final value is small. Therefore, the term ck is Relatively large relative to the blood flow leaving the probe, and relative to the blood flow toward the probe. For low frequencies generated by organ walls and blood that also move at low speeds It is relatively small compared to the Doppler. The additional term H' can be expressed as:
項(9)の項は、共役値Rnhではなく値Rnが用いられることを例外とすれば 、式(3)の項と類似である。従って、もし血液流がプローブ12から去ってい るならば、式(9)の5つの積は大体同一の位相角を有し、従ってまた加算時に 積極的に加わり的大きく、またプローブに向かう血液流に対しては比較的小さく 、また運動する腐器壁に対しては比較的小さい。With the exception of the term (9), the value Rn is used instead of the conjugate value Rnh. , is similar to the term in equation (3). Therefore, if blood flow leaves probe 12, If It is aggressively large and relatively small relative to the blood flow toward the probe. , and is relatively small compared to the moving septic wall.
速度エステイメータV′は下式に従って値G’およびH6から決定され得る。The speed estimator V' can be determined from the values G' and H6 according to the formula below.
V’=+1ReH’ l+l ImH’ lまた式(1)の最初の2つの項に相 当する。式(10)の最後の2つの項は近似的にa′の大きさを表し、また式( 1)の最後の2つの項に相当する。前記のように、正の最初の2つの項は血液流 がプローブ12から去っている時に支配的であり、また負の最後の2つの項は血 液流がプローブに向かっている時に支配的である。これは第6図の曲線112に より示されている。4つの項はいずれも、曲線112の不感帯114により示さ れているように、低間波のドツプラーに対しては感応性でない。V'=+1ReH' l+l ImH' l Also, the first two terms of equation (1) are I guess. The last two terms of equation (10) approximately represent the magnitude of a′, and the equation ( This corresponds to the last two terms of 1). As mentioned above, the first two positive terms represent blood flow. is dominant when leaving probe 12, and the last two negative terms are negative when leaving probe 12. Dominant when liquid flow is towards the probe. This corresponds to curve 112 in Figure 6. More shown. All four terms are represented by dead zone 114 of curve 112. As shown, it is not sensitive to low-frequency Doppler.
また、前記のように、本発明による超音波装五の最適な動作を保証するべくサン プリング周波数rsを調節する必要がある。サンプリング周波数は周知のナイキ スト規範に従って最大ドツプラーシフトの周波数の少なくとも2倍であるべきで ある。曲線112かられかるように、もしサンプリング周波数fsが最大ドツプ ラーシフトの2倍よりも低ければ、望ましくないエイリアシングが生起する。も しサンプリング周波数fsが高過ぎれば、ドツプラー信号は低周e数の信号とし て現れる。前記のように、式(10)はこのような信号に馨応しないように最適 化されている。最通なサンプリング周波数f、は、最適な血液流像が発生される までディスプレイをモニタすることにより決定され得る。Additionally, as mentioned above, the ultrasonic device according to the present invention is designed to ensure optimum operation. It is necessary to adjust the pulling frequency rs. The sampling frequency is the well-known Nike should be at least twice the frequency of the maximum Doppler shift according to the strike norm. be. As can be seen from curve 112, if the sampling frequency fs is the maximum dop Below twice the error shift, undesirable aliasing will occur. too However, if the sampling frequency fs is too high, the Doppler signal becomes a signal with a low frequency e. appears. As mentioned above, equation (10) is optimized so as not to respond to such signals. has been made into The most common sampling frequency, f, allows optimal blood flow images to be generated. This can be determined by monitoring the display up to.
血液流の特定の点(n−0〜5)から反射された超音波の5つのサンプルが最適 な結果を生ずることが見出されているけれども、他の値も用いられ(qる。たと えば、唯4つのサンプル(n=0〜3〕から速度エステイメータ■3を発生する ことにより適当な血液流像が得られることが実験により確認されている。しかし 、その結果として得られる感応曲線は、原点における屈折が第6図はど判然とし ない点で第6図の曲線よりも劣っている。従って、4つのサンプルを用いるシス テムは低速で運動する臓器璧からの干渉を受けやすい。速度エステイメータの発 生のために唯3つのサンプル(n−0〜2)を用いることにより適当な結果が得 られるとは信ぜられていない。Five samples of ultrasound waves reflected from specific points (n-0 to 5) of the blood flow are optimal Other values may also be used, although they have been found to yield good results. For example, generate speed estimator ■3 from only four samples (n = 0 to 3). It has been confirmed through experiments that an appropriate blood flow image can be obtained by this method. but , the resulting response curve shows that the refraction at the origin is clearly shown in Figure 6. It is inferior to the curve in Figure 6 in that there is no curve. Therefore, the system using four samples The system is susceptible to interference from slow-moving organ walls. Speed estimator output Adequate results were obtained by using only three samples (n-0 to 2) for raw data. It is not believed that it will happen.
サンプルの数が上記の最適数5を越えていてもよいことも特記されるべきである 。実際に、第6図の曲線112の感応特性はより多い数のサンプルを処理するこ とにより若干改善され得る。しかし、所与のビーム方向に沿って一連の速度エス テイメータ■ゝを発生ずるためGこ必要とされる時間はサンプルの数の増大と共 に増大する。従って、実質的な像フリッカなしに表示され得るビーム方向の数1 よ減少する。速度エステイメータ■6が発生されるし一トはサンプリング周波数 r、の増大により増大され得る。しかし、前記のように、14Jl ffl内の 超音波の速度が最大サンプリングレートに制限を課する。従って、もしサンプリ ングレートが大幅に増大されるべきであれば、血液速度データが処理される深度 に制限が課せられなければならない。さもなければ、1つの超音波バーストによ り発生される身体内の深部からの超音波反射と、それに続く超音波バーストによ り発生される身体内の浅部からの超音波反射との間に、あいまいさが生起する。It should also be noted that the number of samples may exceed the optimal number 5 mentioned above. . In fact, the sensitivity of curve 112 in FIG. This can be slightly improved. However, given the sequence of velocity es along a given beam direction, The time required to generate the timer increases as the number of samples increases. increases to Therefore, the number of beam directions that can be displayed without substantial image flicker is 1 It will decrease. Speed estimation meter ■6 is generated and one is the sampling frequency can be increased by increasing r. However, as mentioned above, in 14Jl ffl The speed of the ultrasound imposes a limit on the maximum sampling rate. Therefore, if the sample The depth at which blood velocity data is processed should the rate of conversion be increased significantly. restrictions must be imposed on Otherwise, one ultrasound burst will The ultrasonic waves are reflected from deep within the body and the subsequent bursts of ultrasonic waves are generated. An ambiguity arises between ultrasonic waves reflected from shallow parts of the body and generated by ultrasonic waves.
前記の制約条件から、速度エステイメータ■1の発生のために用いられるサンプ ルの数を8 (n=o〜7)よりも大きな値に増大することにより本発明の利益 が得られるとは信ぜられていない。最適値は前記のように5サンプルである。サ ンプルの好ましい範囲は4ないし6であり、4未満または8超過のサンプルでは 本発明の完全な利益は得られない。From the above constraints, the sample used to generate the speed estimator The benefits of the present invention can be achieved by increasing the number of files to a value greater than 8 (n=o~7). is not believed to be obtained. The optimal value is 5 samples as described above. sa The preferred range for samples is 4 to 6, with samples less than 4 or more than 8 The full benefits of the invention are not obtained.
再び第3図を参照すると、速度エスティノータV0は保持レジスタ10日からリ ミッタ/内挿器回路】10へ送られる。リミッタ/内挿器回路は大きさの大きい 速度エステイメータV′から発生される像の明るさを制■し、それによりディス プレイの損傷を防止する。リミッタ機能は、16ビツトの速度エステイメータデ ータV′を走査コンバータメモリ70 (第2B図)内への記憶のために5ビツ ト値に変換する一対のプログラム可能リードオンリーメモリ (FROM)(図 示せず)により実現されている。最下位の4ビツトは、ディジタル化誤差により 影グされるので、省かれている。次の5つの最下位ビットは、出力データがオー バーフローしないかぎり、出力データとして用いられる。もし正のオーバーフロ ーが存在すれば、最大許容可能な値、01111、がメモリから出力される。も し負のオーバーフローが存在すれば、10000の最大許容可能な負値が用いら れる。第6表は回路110のリミッタ機能により発生される種々の出力を示す。Referring again to Figure 3, the speed estinotor V0 is reset from the holding register 10th. mitter/interpolator circuit] 10. Limiter/interpolator circuits are large Controls the brightness of the image generated from the velocity estimator V', thereby reducing the Prevent play damage. The limiter function uses a 16-bit speed estimate meter data. 5 bits for storage in the scan converter memory 70 (FIG. 2B). A pair of programmable read-only memories (FROM) (Fig. (not shown). The lowest 4 bits are due to digitization error. It is omitted because it is overshadowed. The next five least significant bits indicate that the output data is It is used as output data unless there is a barflow. If positive overflow If present, the maximum allowable value, 01111, is output from memory. too If negative overflow exists, the maximum allowable negative value of 10000 is used. It will be done. Table 6 shows the various outputs produced by the limiter function of circuit 110.
玉工1 速度エステイメータ 表示される色 速度V ゝ 01111 明るい青 プローブに向がう高速00001 鈍い青 プローブに 向かう低速ooooo 棋 速度なし 11111 鈍い赤 プローブから去る低速10000 明るい赤 プローブか ら去る高速回路110の内挿器機能は画素(pixel)の周りの境界を推定す る。ディスプレイ上への大きな方形の画素の出現は、相続くサンプル(1,12 μs間隔)の間の領域を直線内1屯により得られた中間速度値で満たすことによ り回避されている。この内押は、ディジタル加算器を使用し且つ2で除算された 和(すなわち平均値)を得るべくlビットずらされた出力端を配線することによ り、標準的な仕方で行われている。Jade craft 1 Speed estimation meter Displayed color Speed V 01111 Bright blue High speed towards the probe 00001 Dull blue towards the probe Slow speed towards oooooo Chess No speed 11111 Dull red probe leaving slow speed 10000 Bright red probe? The interpolator function of the high speed circuit 110 departing from the Ru. The appearance of large square pixels on the display occurs in successive samples (1, 12 By filling the area between This has been avoided. This internal press uses a digital adder and is divided by 2. By wiring the outputs shifted l bits to obtain the sum (i.e. the average value). It is done in a standard manner.
コンディショニングをされた速度エステイメータ■6は、前記のように、速度エ ステイメータが扇形走査を通じて発生されるにつれて、走査コンバータメモリ7 0 (第2B図)内ヘロードされる。対応する解剖学的エコーデータもコンバー タメモリ内へロードされる。いったん完全な扇形走査に対応するデータがすべて ロードされ終わると、メモリ70はディスプレイに対する標準ラスク走査フォー マットで読み出される。典型的には、30の扇形走査が毎秒発生され、これは血 液流および解811学的構造の運動する像を発生するのに十分に速い。The conditioned speed estimator ■6 is, as mentioned above, As the stay meter is generated through a sector scan, the scan converter memory 7 0 (Figure 2B). The corresponding anatomical echo data is also converted. loaded into data memory. Once all the data corresponding to a complete sector scan Once loaded, memory 70 stores a standard rask scan format for the display. Read out in matte. Typically, 30 fan scans are generated every second, which is It is fast enough to generate moving images of liquid flow and 811 chemical structures.
以上に新規な超音波診断装置を開基してきた。本装置の好ましい実施例について 詳細に説明してきたが、特許請求の範囲に記載されている本発明の範囲内にて種 々の変更が可能であることは当業者にとって明らかであろう。As mentioned above, we have developed a new ultrasonic diagnostic device. Regarding preferred embodiments of the device Although it has been described in detail, it is within the scope of the present invention as described in the claims. It will be apparent to those skilled in the art that various modifications are possible.
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5斗 ]ヨエU:Ex−−”? −5 dou ] Yoe U: Ex--"?-
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Cited By (1)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2005312632A (en) * | 2004-04-28 | 2005-11-10 | Toshiba Corp | Ultrasonic diagnostic equipment and pulsed doppler measuring instrument |
Families Citing this family (11)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
CA1262276A (en) * | 1985-05-30 | 1989-10-10 | Philip A. Desjardins | Range-continuity anti-aliasing |
JPS62152439A (en) * | 1985-12-26 | 1987-07-07 | アロカ株式会社 | Ultrasonic image forming apparatus |
US4761740A (en) * | 1986-03-07 | 1988-08-02 | Hewlett-Packard Company | Combined color flow map and monochrome image |
US4979513A (en) * | 1987-10-14 | 1990-12-25 | Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. | Ultrasonic diagnostic apparatus |
GB2212267B (en) * | 1987-11-11 | 1992-07-29 | Circulation Res Ltd | Methods and apparatus for the examination and treatment of internal organs |
US5014710A (en) * | 1988-09-13 | 1991-05-14 | Acuson Corporation | Steered linear color doppler imaging |
DE69010923T2 (en) * | 1989-01-17 | 1994-11-10 | Fujitsu Ltd | Ultrasound diagnostic device. |
JP3086693B2 (en) * | 1989-07-06 | 2000-09-11 | 株式会社東芝 | Ultrasound diagnostic equipment |
DE69025040T2 (en) * | 1989-11-27 | 1996-09-19 | Acoustic Imaging Tech | Method and device for displaying blood flow in a living body |
US5877497A (en) * | 1995-05-13 | 1999-03-02 | International Business Machines Corporation | Data acquisition and control apparatus for scanning probe systems |
WO2017020256A1 (en) * | 2015-08-04 | 2017-02-09 | 深圳迈瑞生物医疗电子股份有限公司 | Three-dimensional ultrasonic fluid imaging method and system |
Family Cites Families (8)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
GB1417115A (en) * | 1971-12-09 | 1975-12-10 | Hawker Siddeley Dynamics Ltd | Apparatus for and method of determining flow |
US4141347A (en) * | 1976-09-21 | 1979-02-27 | Sri International | Real-time ultrasonic B-scan imaging and Doppler profile display system and method |
US4205687A (en) * | 1977-07-29 | 1980-06-03 | Diagnostic Electronics Corporation | Color coded blood flow velocity display equipment |
US4318413A (en) * | 1978-10-20 | 1982-03-09 | Tokyo Shibaura Denki Kabushiki Kaisha | Ultrasonic diagnostic apparatus |
US4344327B1 (en) * | 1979-12-28 | 1994-05-03 | Aloka Co Ltd | Electronic scanning ultrasonic diagnostic system |
JPS56119237A (en) * | 1980-02-27 | 1981-09-18 | Tokyo Shibaura Electric Co | Urtrasonic diagnosis apparatus |
US4324258A (en) * | 1980-06-24 | 1982-04-13 | Werner Huebscher | Ultrasonic doppler flowmeters |
JPS5920820A (en) * | 1982-07-28 | 1984-02-02 | Aloka Co Ltd | Method and apparatus for forming ultrasonic wave image |
-
1984
- 1984-11-05 JP JP50404484A patent/JPS62500283A/en active Pending
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- 1984-11-05 WO PCT/US1984/001776 patent/WO1985002105A1/en not_active Application Discontinuation
Cited By (2)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2005312632A (en) * | 2004-04-28 | 2005-11-10 | Toshiba Corp | Ultrasonic diagnostic equipment and pulsed doppler measuring instrument |
JP4537754B2 (en) * | 2004-04-28 | 2010-09-08 | 株式会社東芝 | Ultrasonic diagnostic apparatus and pulse Doppler measurement apparatus |
Also Published As
Publication number | Publication date |
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WO1985002105A1 (en) | 1985-05-23 |
EP0163664A4 (en) | 1987-01-10 |
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