JP3262169B2 - Ultrasound diagnostic equipment - Google Patents
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Description
【発明の詳細な説明】 〔産業上の利用分野〕 本発明は、超音波診断装置に係り、特にダイナミック
フィルタ回路を備えた超音波診断装置に関する。Description: BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to an ultrasonic diagnostic apparatus, and more particularly, to an ultrasonic diagnostic apparatus having a dynamic filter circuit.
超音波診断装置におけるダイナミックフィルタ回路と
は、ある周波数帯域を有した超音波を生体内に送波する
と、このエコー信号はエコーの生じた深さに対応して周
波数帯域が低下するという特性があるため、受信回路内
に設けた受信開始後に時間とともに周波数帯域を低下さ
せるように制御するものである。A dynamic filter circuit in an ultrasonic diagnostic apparatus has a characteristic that when an ultrasonic wave having a certain frequency band is transmitted into a living body, the frequency band of the echo signal is reduced in accordance with the depth at which the echo occurred. Therefore, control is performed so that the frequency band is reduced with time after the start of reception provided in the receiving circuit.
そして、このダイナミックフィルタ回路は、深度方向
にS/N比を向上させるために、体表面近傍を最大高周波
帯域に設定させるように、いわゆるLC共振器の可変バリ
キャップコンデンサに鋸歯状波波形に近い電圧カーブを
引加するようにして構成されている（特公昭62−2409号
公報参照）。And, in order to improve the S / N ratio in the depth direction, this dynamic filter circuit is close to a sawtooth waveform to a variable varicap capacitor of a so-called LC resonator so as to set the vicinity of the body surface to a maximum high frequency band. It is configured to add a voltage curve (see Japanese Patent Publication No. 62-2409).
しかしながら、上述の従来技術では、超音波断層像を
一画面の中に効率よく近傍から深部にわたる表示を行な
うには便利であるが、臨床の立場からみた場合、一画面
の断層像の中で特に横隔腹直上の肝内の異質部における
正常部との差異を注視したい等のケースの場合、単に、
近傍から深部にわたる一様な係数で受信周波数帯域及び
共振周波数を変化させる方式では非常に差異判別が難し
いということが判明している。However, in the above-mentioned conventional technology, it is convenient to efficiently display an ultrasonic tomographic image from near to deep within one screen, but from the clinical standpoint, it is particularly preferable to display an ultrasonic tomographic image in one screen. In the case of wanting to watch the difference from the normal part in the heterogeneous part in the liver just above the phrenic abdomen,
It has been found that it is very difficult to discriminate the difference by a method in which the reception frequency band and the resonance frequency are changed with a uniform coefficient from the vicinity to the deep part.
このような現象が生じる理由は、異質部位の深さの程
度（ペネトレーション）、異質部位の使用超音波周波数
の反応性（テイシュ・キャラクタリゼーション）、異質
部位を囲んでいる臓器実質のテイシュ・キャラクタリゼ
ーション特性及び各々実質の音速の差に影響されるから
である。The reason for this phenomenon is that the depth of the foreign site (penetration), the reactivity of the used ultrasonic frequency of the foreign site (tissue characterization), and the tissue characterization of the organ surrounding the foreign site This is because they are affected by the characteristics and the difference in the actual sound speed.
したがって、そのケース、ケースに応じたフィルタ特
性を設定していない限り、上述した問題点は解決できな
いものであった。Therefore, the above-mentioned problems cannot be solved unless the case and the filter characteristics according to the case are set.
それ故、本発明はこのような事情に基づいてなされた
ものであり、その目的とするところのものは、極めて簡
単な構成にも拘らず、上述のような異質部等の注視部位
にあってもその判別が容易にでき、しかも該注視部位か
ら多くの情報を得ることのできるようにした超音波診断
装置を提供することにある。Therefore, the present invention has been made in view of such circumstances, and the object of the present invention is not only in a very simple configuration, but also in a gazing site such as the above-described heterogeneous portion. It is another object of the present invention to provide an ultrasonic diagnostic apparatus capable of easily determining the position and obtaining a large amount of information from the gaze area.
本願において開示される発明のうち、代表的なものの
概要を簡単に説明すれば、下記のとおりである。The outline of a typical invention disclosed in the present application is briefly described as follows.
生体内に超音波を送波して得られたエコー信号から前
記生体の超音波像を生成し、表示手段に画像表示させる
超音波診断装置において、前記超音波像に関心領域を設
定する手段と、前記エコー信号の受信周波数を複数設定
可能なフィルタ回路と、前記関心領域内からのエコー信
号を受信処理するに際し画像単位で前記フィルタ回路の
受信周波数を前記関心領域外と異なる特性に変更し受信
処理する手段と、前記関心領域外と異なる特性の受信周
波数で受信処理された超音波像と該超音波像を受信処理
した受信周波数とを対応づけ、前記異なる複数の受信周
波数で受信処理された各超音波像と該各超音波像に対応
づけられた受信周波数とを前記表示手段に同時表示する
手段とを備えたものである。In an ultrasonic diagnostic apparatus for generating an ultrasonic image of the living body from an echo signal obtained by transmitting an ultrasonic wave into the living body and displaying an image on a display unit, a unit for setting a region of interest in the ultrasonic image; A filter circuit capable of setting a plurality of reception frequencies of the echo signal, and receiving and changing the reception frequency of the filter circuit to a characteristic different from that outside the region of interest for each image when receiving and processing the echo signal from within the region of interest. Means for processing, and associates the ultrasonic image received at a reception frequency having a characteristic different from that of the outside of the region of interest with the reception frequency at which the ultrasonic image was received, and the reception processing was performed at the plurality of different reception frequencies. Means for simultaneously displaying each ultrasonic image and a reception frequency associated with each ultrasonic image on the display means.
このように構成した超音波診断装置は、まず、表示手
段に表示される超音波像に対して、臨床上注視する関心
領域が設定される。次に、この関心領域内からのエコー
信号を受信処理するに際して、画像単位でフィルタ回路
の受信周波数を関心領域外と異なる特性に変更し受信処
理することによって、関心領域として設定された注視部
位における正常部位と異質部位とからのエコー信号に対
する受信周波数すなわちエコー信号を取り込む際の周波
数特性を各超音波像の取得毎となる画像単位で変化させ
ることができるので、正常部位と異質部位とのテイシュ
・キャラクタリゼーションの相違をパラメータとして超
音波像の計測が行われる。従って、正常部位と異質部位
とのテイシュ・キャラクタリゼーションの相違をパラメ
ータとした超音波像の計測を複数回行い、得られた複数
の超音波像を同時に表示させることによって、例えば近
傍から深部に至る一様な係数で受波周波数を変化させる
従来の超音波計測では判別が非常に困難である正常部位
と異質部位との差違判別を容易とする画像を得ることが
できるので、オペレータは、対比観察により関心領域が
明確に映像されている画像を即座に判断でき、これによ
り正確な診断ができるようになる。In the ultrasonic diagnostic apparatus configured as described above, first, a region of interest to be watched clinically is set on the ultrasonic image displayed on the display unit. Next, when receiving and processing an echo signal from within the region of interest, the reception frequency of the filter circuit is changed to a characteristic different from that outside the region of interest in image units, and the reception process is performed. The reception frequency for the echo signal from the normal part and the heterogeneous part, that is, the frequency characteristic at the time of acquiring the echo signal can be changed for each image to be acquired for each ultrasonic image. -The ultrasonic image is measured using the difference in the characterization as a parameter. Therefore, by performing multiple measurements of the ultrasonic image with the difference in the tissue characterization between the normal region and the heterogeneous region as a parameter, and simultaneously displaying a plurality of obtained ultrasonic images, for example, from the vicinity to the deep portion Conventional ultrasound measurement that changes the receiving frequency with a uniform coefficient can obtain an image that makes it easy to determine the difference between a normal part and a heterogeneous part, which is extremely difficult to determine. Thus, an image in which the region of interest is clearly imaged can be immediately determined, and thereby accurate diagnosis can be performed.
さらに、同時映像されている他の周波数帯域の画像に
あっても該注射部位に関する他の情報が得られることに
もなることから、該注視部位について多くの情報が得ら
れるようになる。Further, since other information regarding the injection site can be obtained even in an image of another frequency band that is simultaneously imaged, much information can be obtained regarding the gaze site.
このような構成は、関心領域を設定する手段で設定さ
れた関心領域内に対してのみ、予め設定された複数の受
信周波数特性での超音波像の収集をフィルタ回路に対し
て行わせ、各画像を同時映像させることを要部とするこ
とから、特に複雑な構成とはならず、簡単な構成で済む
ようになる。Such a configuration allows the filter circuit to collect ultrasonic images with a plurality of preset reception frequency characteristics only for the region of interest set by the means for setting the region of interest, and Since the main part is to simultaneously display images, the configuration is not particularly complicated, and a simple configuration is sufficient.
以下、本発明の一実施例を図面を用いて具体的に説明
する。Hereinafter, an embodiment of the present invention will be specifically described with reference to the drawings.
第１図は、本発明による超音波診断装置の一実施例を
示す回路ブロック図である。FIG. 1 is a circuit block diagram showing one embodiment of an ultrasonic diagnostic apparatus according to the present invention.
同図において、超音波探触子１からの出力が遅延回路
２に入力されるようになっている。超音波探触子１はｎ
個の超音波振動子からなっており、これら各超音波振動
子からの受信超音波信号は、前記遅延回路２によって設
定フォーカスに応じた遅延がなされるようになってい
る。In the figure, an output from an ultrasonic probe 1 is input to a delay circuit 2. The ultrasonic probe 1 is n
The ultrasonic signals received from the respective ultrasonic transducers are delayed by the delay circuit 2 in accordance with the set focus.
遅延回路２から出力される各遅延信号は、加算回路３
に入力されるようになっており、この加算回路３により
前記各遅延信号はそれぞれ加算されるようになってい
る。Each delay signal output from the delay circuit 2 is added to an adder 3
, And each of the delay signals is added by the adding circuit 3.
ここで、遅延回路２の整相精度が高い程、加算回路３
における出力時相を一致させることができるようにな
る。Here, as the phasing accuracy of the delay circuit 2 is higher, the addition circuit 3
At the same time.
次に、加算回路３からの出力は対数増幅器４に入力さ
れるようになっている。この対数増幅器４は超音波受信
信号の微小信号からたとえば横隔膜からの強度の高い反
射エコーに至るまで、後述するTVモニタの輝度レベルが
飽和しないように表示させるために対数増幅させるよう
にしているものである。Next, the output from the adding circuit 3 is input to the logarithmic amplifier 4. The logarithmic amplifier 4 performs logarithmic amplification from a small signal of an ultrasonic reception signal to, for example, a reflected echo having a high intensity from a diaphragm so that a luminance level of a TV monitor described later is not saturated. It is.
そして、この対数増幅器４からの出力はビデオ増幅回
路５を介してディジタルスキャンコンバータ６に入力さ
れるようになっている。前記ビデオ増幅回路５はエンハ
ンス処理、AGC処理を行なうものであり、これにより超
音波最終出力信号として前記ディジタルスキャンコンバ
ータ６に出力されるようになっている。The output from the logarithmic amplifier 4 is input to a digital scan converter 6 via a video amplifier circuit 5. The video amplifying circuit 5 performs an enhancement process and an AGC process, and is thereby output to the digital scan converter 6 as an ultrasonic final output signal.
ディジタルスキャンコンバータ６は、図示していない
が、前記ビデオ増幅回路５からの出力をディジタル信号
に変換するA/Dコンバータと、このA/Dコンバータからの
出力情報を格納するバッファメモリ、メインメモリと、
このメモリからの出力をアナログ信号に変換するD/Aコ
ンバータとからなっている。Although not shown, the digital scan converter 6 includes an A / D converter for converting an output from the video amplification circuit 5 into a digital signal, a buffer memory for storing output information from the A / D converter, and a main memory. ,
A D / A converter converts the output from the memory into an analog signal.
そして、通常、ディジタルスキャンコンバータ６から
の出力はTV信号となって図示しないTVモニタにそのまま
出力されるようになっている。Usually, the output from the digital scan converter 6 is output as a TV signal to a TV monitor (not shown) as it is.
しかし、この実施例では前記TV信号は必要時以外はTV
モニタに出力されず、予備メモリ７に格納されるように
なっている。However, in this embodiment, the TV signal is transmitted to the TV except when necessary.
The data is not output to the monitor but is stored in the spare memory 7.
この予備メモリ７は、シネメモリあるいはマルチメモ
リ等と称され、約16ないし128画像分の画像情報が格納
できるようになっているものである。The spare memory 7 is called a cine memory or a multi-memory, and can store image information of about 16 to 128 images.
一方、前記加算器３からの出力には、LC共振回路８か
らの出力が重畳されて対数増幅器４に入力されるように
なっている。このLC共振回路８は、後述するように外部
からコントロールできるもので、インダクタンスと、こ
のインダクタンスと並列接続されたバリキャップコンデ
ンサとで構成されている。なお、上述したようにLC共振
回路における外部からのコントロールは、前記バリキャ
ップコンデンサの外部付加電圧によるキャパシティ可変
によってなされるようになっている。On the other hand, the output from the adder 3 is superimposed on the output from the LC resonance circuit 8 and input to the logarithmic amplifier 4. The LC resonance circuit 8 can be controlled from the outside as described later, and includes an inductance and a varicap capacitor connected in parallel with the inductance. As described above, the external control of the LC resonance circuit is performed by changing the capacity of the varicap capacitor by an externally applied voltage.
そして、バリキャップコンデンサの外部付加電圧は次
に示す回路により設定されるようになっている。The external additional voltage of the varicap capacitor is set by the following circuit.
すなわち、制御用EPROM12があり、この制御用EPROM12
には、探触子周波数、探触子形状、関心領域設
定、自動Step up、１フレームEND、浅部専用、
深部専用、関心領域逐次可変等に対応する信号が入力
されるようになっている。That is, there is a control EPROM 12 and this control EPROM 12
Includes probe frequency, probe shape, region of interest setting, automatic step up, 1 frame END, shallow section only,
A signal corresponding to a deep portion only, a region of interest variable sequentially, or the like is input.
このような信号は図示しないキーボードから入力され
るようになっており、オペレータが任意に診断状況に合
わせて入力されるようになっている。Such a signal is input from a keyboard (not shown), and the operator can arbitrarily input the signal in accordance with a diagnosis situation.
そして、上記各入力とは別個に前記キーボードには、
第３図に示すように、ダイナミックフィルタ回路選択ボ
タン30とスライドボリウム31が備えられている。このス
ライドボリウム31はその可変によってたとえば１〜10Μ
Hzの間で周波数を可変できるようになっている。なお、
スライドボリウム31の近傍には該スライドボリウム31を
動作させることを指示させるスライドボリウム指示ラン
プ32が配置されたものとなっている。Then, separately from each of the above inputs, the keyboard
As shown in FIG. 3, a dynamic filter circuit selection button 30 and a slide volume 31 are provided. The slide volume 31 is variable, for example, from 1 to 10 mm.
The frequency can be changed between Hz. In addition,
In the vicinity of the slide volume 31, a slide volume instruction lamp 32 for instructing the operation of the slide volume 31 is arranged.
ダイナミックフィルタ選択ボタン30は、たとえば６段
に設定可能に切り替えることができるようになってい
る。なお、このようなスイッチとしては、たとえばロー
タリスイッチであってもよい。The dynamic filter selection button 30 can be switched so that it can be set to, for example, six stages. Incidentally, such a switch may be, for example, a rotary switch.
そして、ダイナミックフィルタ選択ボタン30の各段の
切り替えにあっては、次のような機能を持つようになっ
ている。The switching of each stage of the dynamic filter selection button 30 has the following functions.
一段目 通常ルーチンで使用され、近傍から深部にわたり全体
的に見てS/Nを向上させるようになっている。この場
合、一段目の切り替えを示す信号は制御用EPROM12、D/A
変換器11、バッファアンプ10を介して第２図（ａ）に示
すフィルタカーブがLC共振回路８に入力されるようにな
っている。ここで、第２図（ａ）は横軸に深さ、縦軸に
中心周波数をとっているものである。1st stage Used in normal routines to improve overall S / N from near to deep. In this case, the signal indicating the first-stage switching is the control EPROM 12, the D / A
The filter curve shown in FIG. 2A is input to the LC resonance circuit 8 via the converter 11 and the buffer amplifier 10. Here, FIG. 2 (a) shows the depth on the horizontal axis and the center frequency on the vertical axis.
二段目 たとえば、乳腺、甲状腺、あるいはバスキュラー等の
診断時、特に近傍画像を優先して診断する場合に切り替
えられる。この二段目の切り替えを示す信号は制御用EP
ROM12、D/A変換器11、バッファアンプ10を介して第２図
（ｂ）に示すフィルターカーブがLC共振回路８に入力さ
れるようになっている。Second stage For example, it is switched when diagnosing a mammary gland, thyroid gland, or vascular, etc., particularly when diagnosing a nearby image with priority. The signal indicating this second-stage switching is a control EP
A filter curve shown in FIG. 2B is input to the LC resonance circuit 8 via the ROM 12, the D / A converter 11, and the buffer amplifier 10.
三段目 腹部診断等で横隔膜真上の肝血腫等の診断に使われ、
いわゆる深部ペネトレーション（深部到達度）を主体と
する場合に切り替えられる。この三段目の切り替えを示
す信号は制御用EPROM12、D/A変換器11、バッファアンプ
10を介して第２図（ｃ）に示すフィルタカーブがLC共振
回路８に入力されるようになっている。第２図（ｃ）に
示すフィルタカーブは、深部のより低い周波数成分を強
調させペネトレーションを向上させるようになってい
る。Third stage Used for diagnosis of hepatic hematoma directly above the diaphragm in abdominal diagnosis, etc.
This is switched when the so-called deep penetration (depth reach) is mainly used. The signal indicating the switching of the third stage is a control EPROM 12, a D / A converter 11, and a buffer amplifier.
The filter curve shown in FIG. 2C is input to the LC resonance circuit 8 through the line 10. The filter curve shown in FIG. 2 (c) enhances the penetration by emphasizing the lower frequency components in the deep part.
四段目 断層像内で通常フィルタ（１回目のフィルタ）にて異
常部位をTVモニタ面で発見した際に、どの周波数帯域に
てその差異が顕著に現われるかを調べるために、１〜10
ΜHzのスライドポイウム31でその周波数を探索し、該ス
ライドボリウム31に応じた固定電圧が出力されるように
なっている。この場合における画像変化は画像全域にわ
たってなされるようになっている。そして、この四段目
の切り替えを示す信号は制御用EPROM12、D/A変換器11、
バッファアンプ10を介して第２図（ｄ）に示すフィルタ
ーカーブがLC共振回路８に入力されるようになってい
る。Fourth stage When a normal filter (first filter) finds an abnormal part on the TV monitor surface in the tomographic image, to examine in which frequency band the difference appears remarkably,
The frequency is searched for by the ポ Hz slide podium 31, and a fixed voltage corresponding to the slide volume 31 is output. The image change in this case is made over the entire image. The signal indicating the switching of the fourth stage is a control EPROM 12, a D / A converter 11,
The filter curve shown in FIG. 2D is input to the LC resonance circuit 8 via the buffer amplifier 10.
五段目 関心領域のみをスライドボリウムによって可変探索す
る場合に切り替えるものである。前述した、四段目の切
り替えでは画像全域にわたって可変探索する場合である
が、この五段目の切り替えにあっては関心領域のみとな
る。Fifth stage Switching is performed when only the region of interest is variably searched using the slide volume. The above-described fourth-stage switching is a case where the variable search is performed over the entire image, but the fifth-stage switching involves only the region of interest.
六段目 関心領域のみの周波数帯域を自動的にたとえば１ΜHz
の間隔でステップ変化させるようになっている。この場
合、８ΜHzまでの８段階に変化させるようになってい
る。Sixth stage Automatically sets the frequency band of only the region of interest to 1ΜHz, for example.
Step changes at intervals of. In this case, the frequency is changed in eight steps up to 8 Hz.
この五段目の切り替えを示す信号は制御用EPROM12、D
/A変換器11、バッファアンプ10を介して第２図（e1）な
いし第２図（e7）に示すフィルタカーブが順次自動的に
LC共振回路８に入力されるようになっている。第２図
（e1）ないし第２図（e7）から明らかなように、関心領
域20のみにおいて、共振周波数が順次変化していること
が判る。The signal indicating the switching of the fifth stage is a control EPROM 12, D
The filter curves shown in FIG. 2 (e 1 ) to FIG. 2 (e 7 ) are automatically and sequentially generated via the / A converter 11 and the buffer amplifier 10.
The signal is input to the LC resonance circuit 8. As is clear from FIGS. 2 (e 1 ) to 2 (e 7 ), it can be seen that the resonance frequency changes only in the region of interest 20 only.
ステップの間隔あるいはステップ数は、上述したもの
に限定されることはないが、本実施例では、上述のステ
ップ間隔およびステップ数で以後説明する。The interval between steps or the number of steps is not limited to the above, but in the present embodiment, the following description will be made with the above-described step interval and number of steps.
このように自動的に周波数帯域を変化させて得られる
画像情報は、それぞれ順次予備メモリ７に格納されるよ
うになっている。The image information obtained by automatically changing the frequency band as described above is sequentially stored in the spare memory 7.
さらに、８段目の周波数帯域の変化｛第２図（e7）｝
により得られる８枚目の画像情報が前記予備メモリ７に
格納された時点で、第４図（ｂ）に示すように、合計８
枚の画像情報がTVモニタ40に出力され、それぞれの画像
41がTVモニタ40面に並列されて同時映像されるようにな
っている。Further, the change of the frequency band in the eighth stage (FIG. 2 (e 7 ))
At the time when the eighth image information obtained by the above is stored in the spare memory 7, as shown in FIG.
The image information of the sheet is output to the TV monitor 40, and each image is
41 are arranged in parallel on the TV monitor 40 so as to be simultaneously imaged.
そして、この際、各画像41には、それら画像41の近傍
にてそれぞれの画像に対応させてヒストグラム42が同時
に表示されるようになっている。At this time, a histogram 42 is simultaneously displayed on each image 41 in the vicinity of the image 41 so as to correspond to each image.
なお、第４図（ａ）は、ダイナミックフィルタ選択ボ
タン30の六段目の切り替えに際し、TVモニタ40面でたと
えはトラックボール等で関心領域42を設定した場合を示
す説明図である。FIG. 4 (a) is an explanatory diagram showing a case where the region of interest 42 is set on the TV monitor 40, for example, with a trackball or the like when the dynamic filter selection button 30 is switched to the sixth step.
このヒストグラム42は、第１図に示すように、ヒスト
グラム表示用回路14がディジタルスキャンコンバータ６
からの情報によって作成するものであり、作成後予備メ
モリ７に格納されるものである。As shown in FIG. 1, the histogram display circuit 14 uses the digital scan converter 6
And is stored in the spare memory 7 after the creation.
以上説明したように、本実施例によれば、臨床上注視
されるべく注視部位の深度に合わせた高分解画像を形成
し、該画像面で前記注視部位を囲む関心領域を設定する
とともに、該関心領域内で周波数帯域をダイナミックフ
ィルタ回路によりステップ変化させることにより、その
いずれかの周波数帯域において該注視部位における信頼
性ある情報を得ることができるようになる。As described above, according to the present embodiment, a high-resolution image is formed in accordance with the depth of the gazing site to be clinically gazed, and a region of interest surrounding the gazing site is set on the image plane. By step-changing the frequency band in the region of interest by the dynamic filter circuit, it is possible to obtain reliable information on the gaze part in any of the frequency bands.
また、周波数帯域のステップ変化により得られる各画
像を同時映像させていることから、オペレータは、対比
観察により該注視部位が明確に映像されている画像を即
座に判断でき、これにより正確な診断ができるようにな
る。In addition, since the images obtained by the step change of the frequency band are simultaneously imaged, the operator can immediately judge the image in which the gazed part is clearly imaged by the contrast observation, and thereby an accurate diagnosis can be made. become able to.
さらに、同時映像されている他の周波数帯域の画像に
あっても該注視部位に関する他の情報が得られることに
もなることから、該注視部位について多くの情報が得ら
れるようになる。Further, since other information on the gaze part can be obtained even in an image of another frequency band that is simultaneously imaged, much information on the gaze part can be obtained.
このような構成は、周知のダイナミックフィルタ回路
にステップ変化させ、このステップ変化により得られる
各画像を同時映像させることを要部とすることから、特
に複雑な構成とはならず、簡単な構成で済むようにな
る。Such a configuration has a simple configuration without a particularly complicated configuration, since the main part is that a known dynamic filter circuit is step-changed and each image obtained by the step change is simultaneously imaged. Will be done.
本実施例では、制御用EPROM12に入力させるデータと
して、オペレータがマニュアルでできるようにしたもの
まで含めたものであるが、これに限定されることはな
く、必ずしもなくてもよいものである。In the present embodiment, the data to be input to the control EPROM 12 includes data that can be manually made by the operator, but the present invention is not limited to this and is not necessarily required.
また、本実施例では、TVモニタ40にヒストグラム42を
同時映像させたものであるが、これに限定されず、なく
てもよいものである。In the present embodiment, the histogram 42 is simultaneously displayed on the TV monitor 40. However, the present invention is not limited to this and may be omitted.
以上説明したことから明らかなように、本発明による
超音波診断装置によれば、極めて簡単な構成にも拘ら
ず、異質部にあってもその判別が容易にでき、しかも該
異質部から多くの情報を得ることができるようになる。As is apparent from the above description, according to the ultrasonic diagnostic apparatus of the present invention, despite the extremely simple configuration, it is possible to easily determine the presence of a heterogeneous portion, and moreover, a large number of such heterogeneous portions can be obtained. You will be able to obtain information.
第１図は、本発明による超音波断層装置の一実施例を示
すブロック回路図、 第２図は、本発明による超音波断層装置の動作説明にお
いてLC共振回路からの周波数を示すグラフ、 第３図は、キーボードに備えられるスイッチとボリウム
を示した説明図、 第４図は、本発明を適用した場合のTVモニタの表示の一
態様を示す説明図である。 図中、 ７……予備メモリ、８……LC共振回路、10……バッファ
アンプ、11……D/A変換器、12……制御用EPROM、30……
ダイナミックフィルタ選択ボタン、31……スライドボリ
ウム。FIG. 1 is a block circuit diagram showing one embodiment of an ultrasonic tomographic apparatus according to the present invention. FIG. 2 is a graph showing a frequency from an LC resonance circuit in the operation of the ultrasonic tomographic apparatus according to the present invention. FIG. 4 is an explanatory diagram showing switches and volumes provided on a keyboard, and FIG. 4 is an explanatory diagram showing one mode of display on a TV monitor when the present invention is applied. In the figure, 7: spare memory, 8: LC resonance circuit, 10: buffer amplifier, 11: D / A converter, 12: EPROM for control, 30 ...
Dynamic filter selection button, 31 ... Slide volume.
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名) A61B 8/14 G01N 29/00 ──────────────────────────────────────────────────続 き Continued on front page (58) Field surveyed (Int.Cl. 7 , DB name) A61B 8/14 G01N 29/00
Claims (2)
信号から前記生体の超音波像を生成し、表示手段に画像
表示させる超音波診断装置において、 前記超音波像に関心領域を設定する手段と、前記エコー
信号の受信周波数を複数設定可能なフィルタ回路と、前
記関心領域内からのエコー信号を受信処理するに際し画
像単位で前記フィルタ回路の受信周波数を前記関心領域
外と異なる特性に変更し受信処理する手段と、前記関心
領域外と異なる特性の受信周波数で受信処理された超音
波像と該超音波像を受信処理した受信周波数とを対応づ
け、前記異なる複数の受信周波数で受信処理された各超
音波像と該各超音波像に対応づけられた受信周波数とを
前記表示手段に同時表示する手段とを備えたことを特徴
とする超音波診断装置。An ultrasonic diagnostic apparatus for generating an ultrasonic image of the living body from an echo signal obtained by transmitting an ultrasonic wave into the living body and displaying an image on a display means, wherein a region of interest is included in the ultrasonic image. Setting means, a filter circuit capable of setting a plurality of reception frequencies of the echo signal, and a reception frequency of the filter circuit different from that outside the region of interest in an image unit when receiving and processing an echo signal from within the region of interest. Means for performing reception processing by changing to a characteristic, and associating the reception-processed reception image with the reception-processed ultrasonic image and the reception image at a reception frequency having a characteristic different from that of the outside of the region of interest; Means for simultaneously displaying, on the display means, each ultrasonic image subjected to reception processing in step (a) and a reception frequency associated with each ultrasonic image.
て、 前記超音波像毎のヒストグラム像を生成する手段と、そ
れぞれの超音波像の近傍に対応する前記ヒストグラム像
を表示する手段とを備えたことを特徴とする超音波診断
装置。2. The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1, further comprising: means for generating a histogram image for each of said ultrasonic images; and means for displaying said histogram image corresponding to the vicinity of each ultrasonic image. An ultrasonic diagnostic apparatus, comprising:
Priority Applications (1)
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|---|---|---|---|
| JP28642690A JP3262169B2 (en) | 1990-10-23 | 1990-10-23 | Ultrasound diagnostic equipment |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP28642690A JP3262169B2 (en) | 1990-10-23 | 1990-10-23 | Ultrasound diagnostic equipment |
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| JPH04158854A JPH04158854A (en) | 1992-06-01 |
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Family Applications (1)
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Families Citing this family (3)
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-
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- 1990-10-23 JP JP28642690A patent/JP3262169B2/en not_active Expired - Fee Related
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