JP4463924B2 - Ultrasonic diagnostic equipment - Google Patents
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Description
【0001】
【発明の属する技術分野】
本発明は、CFM(Color Flow Mapping)画像表示方法および超音波診断装置に関し、さらに詳しくは、低速・小パワーの血流を好適に表示することが出来るCFM画像表示方法および超音波診断装置に関する。
【0002】
【従来の技術】
図6は、従来の超音波診断装置の一例を示す構成図である。
この超音波診断装置500は、超音波探触子10と、ビームフォーマ(Beam Former)11と、スキャンコントローラ(scan controller)12と、直交検波部13と、MTI(Moving Target Indication)フィルタ14と、自己相関器15と、速度演算部16と、分散演算部17と、パワー演算部18と、パワーレベル検出部20と、アンド回路21,22と、DSC(Digital Scan Converter)23と、CRT(Cathode Ray Tube)22とを具備して構成されている。
【0003】
前記超音波探触子10およびビームフォーマ11は、超音波パルスを被検体内に送信すると共に該被検体内から超音波エコーを受信し、該超音波エコーに基づく受信エコー信号eを出力する。
前記スキャンコントローラ12は、超音波パルスの送信や超音波エコーの受信の制御を行い、例えばパルス繰り返し周波数(PRF;Pulse Repetition Frequency)の指示などを行う。
前記直交検波部13は、前記超音波エコー信号eからドプラ信号のIデータ(同相成分)およびQデータ(直交成分)を抽出する。
【0004】
前記MTIフィルタ14は、前記IデータおよびQデータから動きのある成分だけを抽出する。
図7に、前記MTIフィルタ14の通過特性を示す。
MTIフィルタ14は、クラッタ(clutter)成分のみを除去するために、ドプラ角速度が比較的低い部分を阻止し、比較的高い部分を通過させる通過特性を持っている。この通過特性は、パルス繰り返し周波数PRFで正規化されて定義されているため、比較的低いパルス繰り返し周波数PRFでは実際の阻止域は比較的狭くなり、比較的高いパルス繰り返し周波数PRFでは実際の阻止域は比較的広くなる。
【0005】
前記自己相関器15は、自己相関演算により前記IデータおよびQデータからドプラ成分を算出する。
前記速度演算部16は、速度vを算出し、出力する。
前記分散演算部17は、速度の分散σを算出し、出力する。
前記パワー演算部18は、動きのパワーpを算出し、出力する。
【0006】
前記パワーレベル検出部20は、前記パワーpと一定の閾値thとを比較し、パワーpが一定の閾値th以上ならば前記アンド回路21,22に対して“1”を出力し、前記パワーpが前記閾値thより小さければ前記アンド回路21,22に対して“0”を出力する。
前記アンド回路21は、前記パワーレベル検出部20から“1”が入力されている期間だけ、前記速度vを前記DSC23へ通過させる。
前記アンド回路22は、前記パワーレベル検出部20から“1”が入力されている期間だけ、前記分散σを前記DSC23へ通過させる。
これにより、パワーpが前記閾値thより小さい成分(図8の斜線部分)を除去することで、画面上にホワイトノイズが現れることを抑制している。
【0007】
前記DSC23は、前記パワー演算部18および前記アンド回路21,22からの入力信号に基づいてCFM画像データを生成し、前記CRT24へ出力する。
前記CRT24は、前記CFM画像データに基づいて、画面上にCFM画像を表示する。
【0008】
【発明が解決しようとする課題】
図9は、被検体Hに前記超音波探触子10を当てて、高速・大パワーの血流が流れる血管T1および低速・小パワーの血流が流れる血管T2を撮影する状態を示す説明図である。
なお、説明の都合上、血管T1の中央付近の血流Vcは高速・大パワーであり、血管T1の管壁付近の血流Vpは中速・中パワーであり、血管T2の血流Vlは低速・小パワーであるとする。
そして、図7に示すように、血流Vcに対応するドプラ角周波数がωc、血流Vpに対応するドプラ角周波数がωp、血流Vlに対応するドプラ角周波数がωlであるとする。
また、図8に示すように、血流Vcに対応するパワーがPc、血流Vpに対応するパワーがPp、血流Vlに対応するパワーがPlであるとする。
【0009】
図10は、パルス繰り返し周波数が比較的高い場合に表示されるCFM画像Ghの模式図である。
図7に示したMTIフィルタ14の高PRFの通過特性から、高速・大パワーの血流Vcおよび中速・中パワーの血流Vpは描出されるが、低速・小パワーの血流Vlは描出されない。
【0010】
図11は、パルス繰り返し周波数が比較的低い場合に表示されるCFM画像Glの模式図である。
図7に示したMTIフィルタ14の低PRFの通過特性から、高速・大パワーの血流Vc,中速・中パワーの血流Vpおよび低速・小パワーの血流Vlは全て描出される。
ところが、管壁の動きや超音波ビームの太さ等に起因して、血管T1の外側の領域にも動き成分が描出されてしまう滲み領域Vmが現れてしまう。
なお、説明の都合上、図7に示すように、滲み領域Vmに対応するドプラ角周波数がωmであるとする。また、図8に示すように、滲み領域Vmに対応するパワーがPmであるとする。
【0011】
上記のように、従来の超音波診断装置500では、低速の血流Vlを見ようとしてパルス繰り返し周波数を低くすると、滲み領域Vmが現れてしまう問題点があった。
そこで、本発明の目的は、パルス繰り返し周波数を低くしても滲み領域Vmが現れないように改良し、低速・小パワーの血流を好適に表示できるようにしたCFM画像表示方法および超音波診断装置を提供することにある。
【0012】
【課題を解決するための手段】
第1の観点では、本発明は、超音波パルスを対象物内に送信すると共に該対象物内から超音波エコーを受信し、該超音波エコーに基づく受信エコー信号からドプラ信号成分を抽出し、前記ドプラ信号成分に基づいてパワーレベルを検出し、前記パワーレベルが閾値以上の流れ領域に関するCFMデータを生成し、前記CFMデータに基づくCFM画像を表示するCFM画像表示方法であって、ドプラ角速度が比較的低い領域の前記閾値を、ドプラ角速度が比較的高い領域の前記閾値よりも実質的に小さくすると共に、ドプラ角速度が比較的高い領域で前記閾値が2以上あって、パルス繰り返し周波数が低いほど前記閾値を実質的に大きくすることを特徴とするCFM画像表示方法を提供する。
上記第1の観点によるCFM画像表示方法では、パルス繰り返し周波数が低いほど閾値を実質的に大きくするので、パルス繰り返し周波数が比較的低い場合は、比較的大きな値の閾値となる。このため、パルス繰り返し周波数を比較的低くした場合に血管壁の外側に現れようとする滲み領域のパワーより前記閾値が大きくなり、滲み領域に対応するCFMデータが生成されなくなる。よって、滲み領域が現れなくなる。一方、ドプラ角速度が比較的低い場合は、比較的小さい値の閾値とする。このため、低速・小パワーの血流のパワーより前記閾値が小さくなり、低速・小パワーの血流に対応するCFMデータが生成される。よって、低速・小パワーの血流を描出できる。結局のところ、滲み領域が現れないようにして、低速・小パワーの血流を表示できるようになる。
なお、上記構成において「閾値を実質的に大きくする/小さくする」とは、「1つのパワーレベルに対して閾値それ自体を増減する」ことは言うまでもなく、例えば「閾値は固定しておいて、パワーレベルの方を増減する」ことでもよい、という意味である。
【0013】
第2の観点では、本発明は、超音波パルスを被検体内に送信すると共に該被検体内から超音波エコーを受信し、該超音波エコーに基づく受信エコー信号からドプラ信号成分を抽出し、前記ドプラ信号成分に基づいてパワーレベルを検出し、前記パワーレベルが閾値以上の血流領域に関するCFMデータを生成し、前記CFMデータに基づくCFM画像を表示する機能を有する超音波診断装置であって、ドプラ角速度が比較的低い領域の前記閾値を、ドプラ角速度が比較的高い領域の前記閾値よりも実質的に小さくすると共に、ドプラ角速度が比較的高い領域で前記閾値が2以上あって、パルス繰り返し周波数が低いほど前記閾値を実質的に大きくするように前記閾値を変更する閾値変更手段を具備したことを特徴とする超音波診断装置を提供する。
上記第2の観点による超音波診断装置では、上記第1の観点によるCFM画像表示方法を好適に実施できる。
【0014】
【発明の実施の形態】
以下、図に示す実施形態により本発明をさらに詳細に説明する。なお、これにより本発明が限定されるものではない。
図1は、本発明の一実施形態にかかる超音波診断装置を示す構成図である。
この超音波診断装置100は、超音波探触子10と、ビームフォーマ11と、スキャンコントローラ12と、直交検波部13と、MTIフィルタ14と、自己相関器15と、速度演算部16と、分散演算部17と、パワー演算部18と、閾値発生部19と、パワーレベル検出部20と、アンド回路21,22と、DSC23と、CRT24とを具備して構成されている。
【0015】
前記超音波探触子10およびビームフォーマ11は、超音波パルスを被検体内に送信すると共に該被検体内から超音波エコーを受信し、該超音波エコーに基づく受信エコー信号eを出力する。
前記スキャンコントローラ12は、超音波パルスの送信や超音波エコーの受信の制御を行い、例えばパルス繰り返し周波数の指示などを行う。
前記直交検波部13は、前記超音波エコー信号eからドプラ信号のIデータ(同相成分)およびQデータ(直交成分)を抽出する。
【0016】
前記MTIフィルタ14は、前記IデータおよびQデータから動きのある成分だけを抽出する。
図2に、前記MTIフィルタ14の通過特性を示す。
MTIフィルタ14は、クラッタ成分のみを除去するために、ドプラ角速度が比較的低い部分を阻止し、比較的高い部分を通過させる通過特性を持っている。この通過特性は、パルス繰り返し周波数PRFで正規化されているため、比較的低いパルス繰り返し周波数PRFでは実際の阻止域は比較的狭くなり、比較的高いパルス繰り返し周波数PRFでは実際の阻止域は比較的広くなる。
【0017】
前記自己相関器15は、自己相関演算により前記IデータおよびQデータからドプラ成分を算出する。
前記速度演算部16は、速度vを算出し、出力する。
前記分散演算部17は、速度の分散σを算出し、出力する。
前記パワー演算部18は、動きのパワーpを算出し、出力する。
【0018】
前記閾値発生部19は、前記スキャンコントローラ12からパルス繰り返し周波数PRFを知り、そのパルス繰り返し周波数PRFに基づいて閾値Thxを発生し、前記パワーレベル検出部20へ渡す。
図3に、閾値Thx(x=1,2,3,4)を例示する。
閾値Th1,Th2,Th3,Th4は、それぞれパルス繰り返し周波数がPRF1,PRF2,PRF3,PRF4に対応する。ここで、PRF1<PRF2<PRF3<PRF4である。
ドプラ角速度に関しては、閾値Th1〜Th3は、ドプラ角速度が比較的低い領域では比較的小さい値であり、ドプラ角速度が比較的高い領域では比較的大きな値である。閾値Th4は、従来と同様に、ドプラ角速度に関して一定である。
一方、パルス繰り返し周波数PRFに関しては、ドプラ角速度が比較的高い領域では、パルス繰り返し周波数RF4,PRF3,PRF2,PRF1の順に閾値Th4,Th3,Th2,Th1が大きくなる。すなわち、パルス繰り返し周波数PRFが比較的高い場合は比較的小さい値となり、パルス繰り返し周波数が比較的低い場合は比較的大きな値となる。ドプラ角速度が比較的低い領域では、閾値Th1〜4は全て小さな値となる。
【0019】
前記パワーレベル検出部20は、前記パワーpと前記閾値Thxとを比較し、パワーpが閾値Thx以上ならば前記アンド回路21,22に対して“1”を出力し、前記パワーpが前記閾値Thxより小さければ前記アンド回路21,22に対して“0”を出力する。
前記アンド回路21は、前記パワーレベル検出部20から“1”が入力されている期間だけ、前記速度vを前記DSC23へ通過させる。
前記アンド回路22は、前記パワーレベル検出部20から“1”が入力されている期間だけ、前記分散σを前記DSC23へ通過させる。
これにより、少なくともパワーpが前記閾値Thxより小さい成分を除去することで、画面上にホワイトノイズが現れることを抑制している。
【0020】
前記DSC23は、前記パワー演算部18および前記アンド回路21,22からの入力信号に基づいてCFM画像データを生成し、前記CRT24へ出力する。
前記CRT24は、前記CFM画像データに基づいて、画面上にCFM画像を表示する。
【0021】
図4は、被検体Hに前記超音波探触子10を当てて、高速・大パワーの血流が流れる血管T1および低速・小パワーの血流が流れる血管T2を撮影する状態を示す説明図である。
なお、説明の都合上、血管T1の中央付近の血流Vcは高速・大パワーであり、血管T1の管壁付近の血流Vpは中速・中パワーであり、血管T2の血流Vlは低速・小パワーであるとする。
そして、図2に示すように、血流Vcに対応するドプラ角周波数がωc、血流Vpに対応するドプラ角周波数がωp、血流Vlに対応するドプラ角周波数がωlであるとする。また、管壁の動きや超音波ビームの太さ等に起因して血管T1の外側の領域に現れようとする図11の滲み成分Vmに対応するドプラ角周波数がωmであるとする。
また、図3に示すように、血流Vcに対応するパワーがPc、血流Vpに対応するパワーがPp、血流Vlに対応するパワーがPlであるとする。また、前記滲み領域Vmに対応するパワーがPmであるとする。
【0022】
図5は、比較的低いパルス繰り返し周波数PRF2の場合に表示されるCFM画像Glの模式図である。
図2に示したMTIフィルタ14の低PRFの通過特性および図3に示した閾値Th2から、高速・大パワーの血流Vc,中速・中パワーの血流Vpおよび低速・小パワーの血流Vlは、MTIフィルタ14を通過し且つ閾値Th2よりパワーレベルが大きいため、全て描出される。しかし、滲み領域Vmは、MTIフィルタ14を通過するものの、閾値Th2よりパワーレベルが小さいため、描出されない。よって、滲み領域Vmが現れないようにして、低速・小パワーの血流Vlを表示できることとなる。
【0023】
なお、上記超音波診断装置100では、前記閾値発生部19で、パルス繰り返し周波数PRFに応じて閾値Thxを切り替えたが、閾値はパワーに対する相対的な値なので、パルス繰り返し周波数PRFおよびドプラ角速度(または速度v)に応じてパワーpを一定の閾値に対して増減しても等価である。
つまり、前記閾値発生部19の代わりに、ドプラ角速度に関してパワーレベルに乗じる係数を2段階以上とし、ドプラ角速度が比較的低い場合は比較的大きい値とし、ドプラ角速度が比較的高い場合は比較的小さい値とすると共に、少なくともドプラ角速度が比較的高い領域では、パルス繰り返し周波数に関してパワーレベルに乗じる係数を2段階以上とし、パルス繰り返し周波数が比較的高い場合は比較的大きい値とし、パルス繰り返し周波数が比較的低い場合は比較的小さな値とする係数を発生する係数発生手段を設けると共に、前記係数をパワーレベルに乗じる乗算手段を前記パワー演算部18と前記パワーレベル検出部20の間に入れてもよい。
【0024】
【発明の効果】
本発明のCFM画像表示方法および超音波診断装置によれば、パルス繰り返し周波数を低くしても滲み領域が現れないため、低速・小パワーの血流を好適に表示できるようになる。
【図面の簡単な説明】
【図1】本発明の一実施形態にかかる超音波診断装置を示す構成図である。
【図2】MTIフィルタの通過特性を示すグラフである。
【図3】閾値発生部で発生する閾値の説明図である。
【図4】被検体内の血流を撮影する状態を示す説明図である。
【図5】本発明の超音波診断装置により表示される低PRF時のCFM画像を示す模式図である。
【図6】従来の超音波診断装置の一例を示す構成図である。
【図7】MTIフィルタの通過特性を示すグラフである。
【図8】従来の超音波診断装置における閾値の説明図である。
【図9】被検体内の血流を撮影する状態を示す説明図である。
【図10】高PRF時のCFM画像を示す模式図である。
【図11】従来の超音波診断装置により表示される低PRF時のCFM画像を示す模式図である。
【符号の説明】
100 超音波診断装置
10 超音波探触子
11 ビームフォーマ
12 スキャンコントローラ
13 直交検波部
14 MTIフィルタ
15 自己相関器
16 速度演算部
17 分散演算部
18 パワー演算部
19 閾値発生部
20 パワーレベル検出部
21,22 アンド回路
23 DSC
24 CRT[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to a CFM (Color Flow Mapping) image display method and an ultrasonic diagnostic apparatus, and more particularly to a CFM image display method and an ultrasonic diagnostic apparatus that can suitably display low-speed and low-power blood flow.
[0002]
[Prior art]
FIG. 6 is a configuration diagram illustrating an example of a conventional ultrasonic diagnostic apparatus.
The ultrasonic diagnostic apparatus 500 includes an
[0003]
The
The scan controller 12 controls the transmission of ultrasonic pulses and the reception of ultrasonic echoes and, for example, instructs a pulse repetition frequency (PRF).
The quadrature detection unit 13 extracts I data (in-phase component) and Q data (quadrature component) of the Doppler signal from the ultrasonic echo signal e.
[0004]
The MTI
FIG. 7 shows the pass characteristic of the
The
[0005]
The
The
The
The
[0006]
The power level detection unit 20 compares the power p with a certain threshold th, and outputs “1” to the
The
The AND circuit 22 passes the variance σ to the
Thus, by removing a component having a power p smaller than the threshold th (shaded portion in FIG. 8), white noise is suppressed from appearing on the screen.
[0007]
The DSC 23 generates CFM image data based on input signals from the
The CRT 24 displays a CFM image on a screen based on the CFM image data.
[0008]
[Problems to be solved by the invention]
FIG. 9 is an explanatory diagram showing a state in which the
For convenience of explanation, the blood flow Vc near the center of the blood vessel T1 is high speed and large power, the blood flow Vp near the tube wall of the blood vessel T1 is medium speed and medium power, and the blood flow Vl of the blood vessel T2 is Suppose that it is low speed and small power.
As shown in FIG. 7, it is assumed that the Doppler angular frequency corresponding to the blood flow Vc is ωc, the Doppler angular frequency corresponding to the blood flow Vp is ωp, and the Doppler angular frequency corresponding to the blood flow Vl is ωl.
Further, as shown in FIG. 8, it is assumed that the power corresponding to the blood flow Vc is Pc, the power corresponding to the blood flow Vp is Pp, and the power corresponding to the blood flow Vl is Pl.
[0009]
FIG. 10 is a schematic diagram of a CFM image Gh displayed when the pulse repetition frequency is relatively high.
From the high PRF pass characteristic of the
[0010]
FIG. 11 is a schematic diagram of a CFM image Gl displayed when the pulse repetition frequency is relatively low.
From the low PRF pass characteristic of the
However, due to the movement of the tube wall, the thickness of the ultrasonic beam, and the like, a bleeding region Vm in which the motion component is depicted also appears in the region outside the blood vessel T1.
For convenience of explanation, it is assumed that the Doppler angular frequency corresponding to the bleeding region Vm is ωm as shown in FIG. Further, as shown in FIG. 8, it is assumed that the power corresponding to the bleeding region Vm is Pm.
[0011]
As described above, the conventional ultrasonic diagnostic apparatus 500 has a problem that the bleeding region Vm appears when the pulse repetition frequency is lowered in order to see the low-speed blood flow Vl.
Accordingly, an object of the present invention is to improve the CV image display method and the ultrasonic diagnosis so that the bleeding region Vm does not appear even if the pulse repetition frequency is lowered, and the low-speed and low-power blood flow can be suitably displayed. To provide an apparatus.
[0012]
[Means for Solving the Problems]
In a first aspect, the present invention transmits an ultrasonic pulse into an object, receives an ultrasonic echo from the object, extracts a Doppler signal component from a received echo signal based on the ultrasonic echo, A CFM image display method for detecting a power level based on the Doppler signal component, generating CFM data relating to a flow region having the power level equal to or greater than a threshold, and displaying a CFM image based on the CFM data, wherein a Doppler angular velocity is The threshold value in the relatively low region is substantially smaller than the threshold value in the region where the Doppler angular velocity is relatively high, and the threshold value is 2 or more in the region where the Doppler angular velocity is relatively high, and the pulse repetition frequency is lower. A CFM image display method characterized in that the threshold value is substantially increased.
In the CFM image display method according to the first aspect, the threshold value is substantially increased as the pulse repetition frequency is lower. Therefore, when the pulse repetition frequency is relatively low, the threshold value is relatively large. For this reason, when the pulse repetition frequency is relatively low, the threshold value becomes larger than the power of the bleeding area that appears outside the blood vessel wall, and CFM data corresponding to the bleeding area is not generated. Therefore, the bleeding area does not appear. On the other hand, when the Doppler angular velocity is relatively low, the threshold value is set to a relatively small value. For this reason, the threshold value is smaller than the power of the low-speed / low-power blood flow, and CFM data corresponding to the low-speed / low-power blood flow is generated. Therefore, it is possible to depict a low-speed and low-power blood flow. After all, it is possible to display a low-speed, low-power blood flow without causing the bleeding region to appear.
In the above configuration, “substantially increasing / decreasing the threshold value” means “to increase or decrease the threshold value for one power level”, for example, “the threshold value is fixed, It means that the power level may be increased or decreased.
[0013]
In a second aspect, the present invention transmits an ultrasonic pulse into a subject, receives an ultrasonic echo from within the subject, extracts a Doppler signal component from a received echo signal based on the ultrasonic echo, An ultrasonic diagnostic apparatus having a function of detecting a power level based on the Doppler signal component, generating CFM data relating to a blood flow region having the power level equal to or higher than a threshold, and displaying a CFM image based on the CFM data. The threshold value in the region where the Doppler angular velocity is relatively low is made substantially smaller than the threshold value in the region where the Doppler angular velocity is relatively high, and the threshold value is 2 or more in the region where the Doppler angular velocity is relatively high, and pulse repetition is performed. Provided is an ultrasonic diagnostic apparatus comprising threshold changing means for changing the threshold so that the lower the frequency is, the larger the threshold is substantially. That.
In the ultrasonic diagnostic apparatus according to the second aspect, the CFM image display method according to the first aspect can be suitably implemented.
[0014]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
Hereinafter, the present invention will be described in more detail with reference to embodiments shown in the drawings. Note that the present invention is not limited thereby.
FIG. 1 is a configuration diagram showing an ultrasonic diagnostic apparatus according to an embodiment of the present invention.
The ultrasonic
[0015]
The
The scan controller 12 controls transmission of ultrasonic pulses and reception of ultrasonic echoes, for example, instructs a pulse repetition frequency.
The quadrature detection unit 13 extracts I data (in-phase component) and Q data (quadrature component) of the Doppler signal from the ultrasonic echo signal e.
[0016]
The
FIG. 2 shows the pass characteristic of the
In order to remove only the clutter component, the
[0017]
The
The
The
The
[0018]
The threshold generator 19 knows the pulse repetition frequency PRF from the scan controller 12, generates a threshold Thx based on the pulse repetition frequency PRF, and passes it to the power level detector 20.
FIG. 3 illustrates the threshold value Thx (x = 1, 2, 3, 4).
The threshold values Th1, Th2, Th3, and Th4 have pulse repetition frequencies corresponding to PRF1, PRF2, PRF3, and PRF4, respectively. Here, PRF1 <PRF2 <PRF3 <PRF4.
Regarding the Doppler angular velocity, the thresholds Th1 to Th3 are relatively small values in a region where the Doppler angular velocity is relatively low, and relatively large values in a region where the Doppler angular velocity is relatively high. The threshold value Th4 is constant with respect to the Doppler angular velocity as in the prior art.
On the other hand, regarding the pulse repetition frequency PRF, in the region where the Doppler angular velocity is relatively high, the threshold values Th4, Th3, Th2, Th1 increase in the order of the pulse repetition frequencies RF4, PRF3, PRF2, PRF1. That is, when the pulse repetition frequency PRF is relatively high, the value is relatively small, and when the pulse repetition frequency is relatively low, the value is relatively large. In the region where the Doppler angular velocity is relatively low, the threshold values Th1 to Th4 are all small values.
[0019]
The power level detection unit 20 compares the power p with the threshold Thx, and outputs “1” to the AND
The AND
The AND circuit 22 passes the variance σ to the
Thereby, at least the component with the power p smaller than the threshold value Thx is removed, thereby suppressing the appearance of white noise on the screen.
[0020]
The
The
[0021]
FIG. 4 is an explanatory diagram showing a state in which the
For convenience of explanation, the blood flow Vc near the center of the blood vessel T1 is high speed and large power, the blood flow Vp near the tube wall of the blood vessel T1 is medium speed and medium power, and the blood flow Vl of the blood vessel T2 is Suppose that it is low speed and small power.
As shown in FIG. 2, it is assumed that the Doppler angular frequency corresponding to the blood flow Vc is ωc, the Doppler angular frequency corresponding to the blood flow Vp is ωp, and the Doppler angular frequency corresponding to the blood flow Vl is ωl. Further, it is assumed that the Doppler angular frequency corresponding to the bleeding component Vm in FIG. 11 that appears in the region outside the blood vessel T1 due to the movement of the tube wall, the thickness of the ultrasonic beam, and the like is ωm.
Further, as shown in FIG. 3, it is assumed that the power corresponding to the blood flow Vc is Pc, the power corresponding to the blood flow Vp is Pp, and the power corresponding to the blood flow Vl is Pl. Further, it is assumed that the power corresponding to the bleeding region Vm is Pm.
[0022]
FIG. 5 is a schematic diagram of a CFM image Gl displayed when the pulse repetition frequency PRF2 is relatively low.
From the low PRF pass characteristic of the
[0023]
In the ultrasonic
That is, instead of the threshold value generating unit 19, the power level is multiplied by two or more coefficients with respect to the Doppler angular velocity, a relatively large value when the Doppler angular velocity is relatively low, and a relatively small value when the Doppler angular velocity is relatively high. At least in the region where the Doppler angular velocity is relatively high, the coefficient for multiplying the power level with respect to the pulse repetition frequency is set to two or more stages. If the pulse repetition frequency is relatively high, the coefficient is relatively large, and the pulse repetition frequency is compared. If the power level is low, a coefficient generating means for generating a coefficient having a relatively small value may be provided, and a multiplying means for multiplying the power level by the coefficient may be inserted between the
[0024]
【The invention's effect】
According to the CFM image display method and ultrasonic diagnostic apparatus of the present invention, a bleeding region does not appear even if the pulse repetition frequency is lowered, so that a low-speed and low-power blood flow can be suitably displayed.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a configuration diagram showing an ultrasonic diagnostic apparatus according to an embodiment of the present invention.
FIG. 2 is a graph showing pass characteristics of an MTI filter.
FIG. 3 is an explanatory diagram of thresholds generated by a threshold generation unit.
FIG. 4 is an explanatory diagram showing a state in which blood flow in a subject is imaged.
FIG. 5 is a schematic diagram showing a CFM image at low PRF displayed by the ultrasonic diagnostic apparatus of the present invention.
FIG. 6 is a configuration diagram showing an example of a conventional ultrasonic diagnostic apparatus.
FIG. 7 is a graph showing pass characteristics of an MTI filter.
FIG. 8 is an explanatory diagram of threshold values in a conventional ultrasonic diagnostic apparatus.
FIG. 9 is an explanatory diagram showing a state in which blood flow in a subject is imaged.
FIG. 10 is a schematic diagram showing a CFM image at high PRF.
FIG. 11 is a schematic diagram showing a CFM image at low PRF displayed by a conventional ultrasonic diagnostic apparatus.
[Explanation of symbols]
DESCRIPTION OF
24 CRT
Claims (2)
ドプラ角速度が比較的低い領域の前記閾値を、ドプラ角速度が比較的高い領域の前記閾値よりも実質的に小さくすると共に、ドプラ角速度が比較的高い領域で前記閾値が2以上あって、パルス繰り返し周波数が低いほど前記閾値を実質的に大きくするように前記閾値を変更する閾値変更手段を具備したことを特徴とする超音波診断装置。An ultrasonic pulse is transmitted into the subject, an ultrasonic echo is received from the subject, a Doppler signal component is extracted from a received echo signal based on the ultrasonic echo, and a power level is determined based on the Doppler signal component. An ultrasonic diagnostic apparatus having a function of detecting, generating CFM data related to a blood flow region having a power level equal to or higher than a threshold, and displaying a CFM image based on the CFM data,
The threshold value in the region where the Doppler angular velocity is relatively low is substantially smaller than the threshold value in the region where the Doppler angular velocity is relatively high, and the threshold value is 2 or more in the region where the Doppler angular velocity is relatively high, and the pulse repetition frequency An ultrasonic diagnostic apparatus comprising: a threshold value changing unit that changes the threshold value so that the lower the value is, the larger the threshold value becomes.
前記受信エコー信号を直交検波する直交検波手段と、
前記直交検波手段から出力されたデータに対して高域通過させるフィルタであって、パルス繰り返し周波数に応じて高域通過させるドプラ角速度が異なるMTIフィルタとを具備したことを特徴とする超音波診断装置。The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1,
Orthogonal detection means for orthogonal detection of the received echo signal;
An ultrasonic diagnostic apparatus comprising: a filter that allows a high-pass to the data output from the quadrature detection means, and an MTI filter that passes a high-frequency according to a pulse repetition frequency and has different Doppler angular velocities. .
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