JP5569897B2 - Ultrasonic diagnostic equipment - Google Patents

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Description

本発明は、超音波診断装置に関し、さらに詳しくは、空間的広がりが自然に感じられ、聞きやすいドプラ音を出力することが出来る超音波診断装置に関する。   The present invention relates to an ultrasonic diagnostic apparatus, and more particularly, to an ultrasonic diagnostic apparatus that can output a Doppler sound that can be easily heard and has a natural spatial spread.

従来、プローブに近づく方向の血流に基づくドプラ音を左スピーカから出力し、プローブから遠ざかる方向の血流に基づくドプラ音を右スピーカから出力する超音波診断装置が知られている（例えば、特許文献１参照。）。
他方、例えばゲーム・プログラムからの指令に応じて右チャンネルと左チャンネルの音量比を変化させる疑似ステレオ音発生装置が知られている（例えば、特許文献２参照。）。
また、モノラル入力信号をそのまま右チャンネルから出力すると共に周波数増大に応じて０度〜１８０度に位相シフトして左チャンネルから出力する疑似ステレオ回路が知られている（例えば、特許文献３参照。）。 Conventionally, there is known an ultrasonic diagnostic apparatus that outputs a Doppler sound based on blood flow in a direction approaching a probe from a left speaker and outputs a Doppler sound based on blood flow in a direction away from the probe from a right speaker (for example, a patent Reference 1).
On the other hand, for example, a pseudo stereo sound generator that changes the volume ratio of the right channel and the left channel in accordance with a command from a game program is known (see, for example, Patent Document 2).
There is also known a pseudo stereo circuit that outputs a monaural input signal as it is from the right channel and outputs it from the left channel with a phase shift of 0 to 180 degrees as the frequency increases (see, for example, Patent Document 3). .

特開平１０−９９３３２号公報JP-A-10-99332 特開平８−５１６９９号公報JP-A-8-51699 特開２００２−３５４５９７号公報JP 2002-354597 A

例えば図２０に示すような血流を想定した場合、上記従来の超音波診断装置では、ドプラ音が左スピーカおよび右スピーカから交互に出力されることになる。
しかし、これでは、左右の離れた位置を音源が飛び交っているように聞こえて、空間的広がりが不自然に感じられ、聞きづらい問題点があった。
そこで、本発明の目的は、空間的広がりが自然に感じられ、聞きやすいドプラ音を出力することが出来る超音波診断装置を提供することにある。 For example, assuming a blood flow as shown in FIG. 20, in the conventional ultrasonic diagnostic apparatus, Doppler sound is alternately output from the left speaker and the right speaker.
However, this sounded as if the sound source flew away from the left and right, and the spatial extent was unnatural, making it difficult to hear.
SUMMARY OF THE INVENTION An object of the present invention is to provide an ultrasonic diagnostic apparatus that can output a Doppler sound that is easy to hear and can feel a spatial spread naturally.

第１の観点では、本発明は、超音波エコー信号を取得する超音波エコー信号取得手段と、前記超音波エコー信号からドプラ信号を取得するドプラ信号取得手段と、前記ドプラ信号の周波数に応じて左チャンネル音声出力と右チャンネル音声出力の音量比を３段階以上に変化させる音量比調節手段と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。
前記従来の超音波診断装置では、左チャンネル音声出力と右チャンネル音声出力の音量比が１：０または０：１の２段階しかなかった。
これに対して、上記第１の観点による超音波診断装置では、音量比を３段階以上に変化させるので、例えば図２０に示すような血流を想定した場合、音源の飛ぶ距離が小さくなり、ドプラ音の空間的広がりが自然に感じられ、聞きやすくなる。 In a first aspect, the present invention provides an ultrasonic echo signal acquisition unit that acquires an ultrasonic echo signal, a Doppler signal acquisition unit that acquires a Doppler signal from the ultrasonic echo signal, and a frequency of the Doppler signal. Provided is an ultrasonic diagnostic apparatus comprising a volume ratio adjusting means for changing a volume ratio between a left channel audio output and a right channel audio output in three or more stages.
In the conventional ultrasonic diagnostic apparatus, the volume ratio of the left channel sound output and the right channel sound output has only two steps of 1: 0 or 0: 1.
On the other hand, in the ultrasonic diagnostic apparatus according to the first aspect, since the volume ratio is changed in three or more stages, for example, assuming a blood flow as shown in FIG. The spatial spread of Doppler sounds can be felt naturally, making it easier to hear.

第２の観点では、本発明は、前記第１の観点による超音波診断装置において、前記音量比調節手段は、周波数ｆが所定の周波数ｆｓよりも正側であるドプラ信号に対しては前記音量比を１：０とし、周波数ｆが所定の周波数ｆｓから０の間であるドプラ信号に対しては前記音量比を１：０から１：１の間で３段階以上で変化させ、周波数ｆが０から所定の周波数−ｆｓの間であるドプラ信号に対しては前記音量比を１：１から０：１の間で３段階以上で変化させ、周波数ｆが所定の周波数−ｆｓよりも負側であるドプラ信号に対しては前記音量比を０：１とすることを特徴とする超音波診断装置を提供する。
上記構成において、例えばｆｓ＝２ｋＨｚ〜４ｋＨｚである。
上記第２の観点による超音波診断装置では、音量比を５段階以上に変化させるので、例えば図２０に示すような血流を想定した場合、音源の飛ぶ距離が小さくなり、ドプラ音の空間的広がりが自然に感じられ、聞きやすくなる。
なお、「周波数ｆが所定の周波数ｆｓよりも正側であるドプラ信号」が「プローブに近づいてくる速い血流から取得されるドプラ信号」であり、「周波数ｆが所定の周波数ｆｓから０の間であるドプラ信号」が「プローブに近づいてくる遅い血流から取得されるドプラ信号」であり、「周波数ｆが０から所定の周波数−ｆｓの間であるドプラ信号」が「プローブから遠ざかる遅い血流から取得されるドプラ信号」であり、「周波数ｆが所定の周波数−ｆｓよりも負側であるドプラ信号」が「プローブから遠ざかる速い血流から取得されるドプラ信号」であるとすると、「プローブに近づいてくる速い血流から取得されるドプラ信号」は左側だけから聞こえ、「プローブに近づいてくる遅い血流から取得されるドプラ信号」は左寄りに聞こえ、「プローブから遠ざかる遅い血流から取得されるドプラ信号」は右寄りに聞こえ、「プローブから遠ざかる速い血流から取得されるドプラ信号」は右側だけから聞こえるようになる。 In a second aspect, the present invention provides the ultrasonic diagnostic apparatus according to the first aspect, wherein the volume ratio adjusting means is configured to adjust the volume for a Doppler signal whose frequency f is on the positive side of a predetermined frequency fs. For a Doppler signal in which the ratio is 1: 0 and the frequency f is between a predetermined frequency fs and 0, the volume ratio is changed in 3 steps or more between 1: 0 and 1: 1, and the frequency f is For a Doppler signal between 0 and a predetermined frequency -fs, the volume ratio is changed in three steps or more between 1: 1 and 0: 1, and the frequency f is more negative than the predetermined frequency -fs. An ultrasonic diagnostic apparatus is provided in which the volume ratio is set to 0: 1 for the Doppler signal.
In the above configuration, for example, fs = 2 kHz to 4 kHz.
In the ultrasonic diagnostic apparatus according to the second aspect, the volume ratio is changed in five steps or more. Therefore, for example, assuming a blood flow as shown in FIG. The expanse feels natural and is easy to hear.
Note that “the Doppler signal whose frequency f is on the positive side of the predetermined frequency fs” is “the Doppler signal acquired from the fast blood flow approaching the probe”, and the frequency f is 0 from the predetermined frequency fs. The “Doppler signal that is acquired from the slow blood flow approaching the probe” is “the Doppler signal that is between the frequency f and 0 and the predetermined frequency−fs” and the “Doppler signal that is between the probe” If the “Doppler signal acquired from the blood flow” is “the Doppler signal whose frequency f is more negative than the predetermined frequency −fs” is the “Doppler signal acquired from the fast blood flow away from the probe”, The “Doppler signal acquired from the fast blood flow approaching the probe” is heard only from the left side, and the “Doppler signal acquired from the slow blood flow approaching the probe” is heard to the left, Doppler signal ", which is obtained from the slow blood flow away from the probe is heard to the right," Doppler signals are obtained from the fast blood flow away from the probe "is to be heard only from the right side.

第３の観点では、本発明は、前記第１または第２の観点による超音波診断装置において、前記ドプラ信号取得手段が、直交検波回路（３）であり、前記音量比調節手段が、ドプラ信号の正の周波数成分と負の周波数成分を分離する方向分離回路（１０）と、前記正の周波数成分の高域に対して低域を減衰させる第１フィルタ（１１）と、前記正の周波数成分の低域に対して高域を減衰させる第２フィルタ（１２）と、前記負の周波数成分の低域に対して高域を減衰させる第３フィルタ（１３）と、前記負の周波数成分の高域に対して低域を減衰させる第４フィルタ（１４）と、前記第１フィルタ（１１）と前記第３フィルタ（１１）の出力を加算する加算器（１７Ｌ）と、前記第２フィルタ（１２）と前記第４フィルタ（１４）の出力を加算する加算器（１７Ｒ）とを具備してなることを特徴とする超音波診断装置（１００）を提供する。
上記第３の観点による超音波診断装置（１００）では、音量比を連続的に変化させるので、例えば図２０に示すような血流を想定した場合、音源が滑らかに移動しているように聞こえ、空間的広がりが自然に感じられ、聞きやすくなる。 In a third aspect, the present invention provides the ultrasonic diagnostic apparatus according to the first or second aspect, wherein the Doppler signal acquisition unit is a quadrature detection circuit (3), and the volume ratio adjustment unit includes a Doppler signal. Direction separating circuit (10) for separating the positive frequency component and the negative frequency component, a first filter (11) for attenuating a low frequency with respect to a high frequency of the positive frequency component, and the positive frequency component A second filter (12) for attenuating the high frequency relative to the low frequency region, a third filter (13) for attenuating the high frequency relative to the low frequency component of the negative frequency component, and a high frequency of the negative frequency component. A fourth filter (14) for attenuating a low frequency band, an adder (17L) for adding the outputs of the first filter (11) and the third filter (11), and the second filter (12 ) And the output of the fourth filter (14) That adder provides (17R) and an ultrasonic diagnostic apparatus characterized by comprising comprises a (100).
In the ultrasonic diagnostic apparatus (100) according to the third aspect, since the volume ratio is continuously changed, for example, assuming a blood flow as shown in FIG. 20, the sound source seems to move smoothly. , Spatial expanse feels natural and is easy to hear.

第４の観点では、本発明は、前記第１または第２の観点による超音波診断装置において、前記ドプラ信号取得手段が、直交検波回路（３）であり、前記音量比調節手段が、ドプラ信号をフーリエ変換して周波数信号とするフーリエ変換手段（５）と、演算手段（２０）とであり、前記演算手段（２０）は、
（イ）前記周波数信号の正の周波数成分Ｐ(ｆ)の高域に対して低域を減衰させ、
（ロ）前記周波数信号の負の周波数成分Ｎ(ｆ)の低域に対して高域を減衰させ、
（ハ）（イ）と（ロ）の結果を加算し、
（ニ）（ハ）の結果を逆フーリエ変換して左チャンネル音声信号Ｌ(ｔ)とし、
（ホ）前記周波数信号の正の周波数成分Ｐ(ｆ)の低域に対して高域を減衰させ、
（ヘ）前記周波数信号の負の周波数成分Ｎ(ｆ)の高域に対して低域を減衰させ、
（ト）（ホ）と（ヘ）の結果を加算し、
（ニ）（ト）の結果を逆フーリエ変換して右チャンネル音声信号Ｒ(ｔ)とする
ことを特徴とする超音波診断装置（２００）を提供する。
上記第４の観点による超音波診断装置（２００）では、音量比調節手段をデジタル演算手段により構成できる。 In a fourth aspect, the present invention provides the ultrasonic diagnostic apparatus according to the first or second aspect, wherein the Doppler signal acquisition means is a quadrature detection circuit (3), and the volume ratio adjustment means is a Doppler signal. Fourier transform means (5) for transforming the signal into a frequency signal and calculation means (20), wherein the calculation means (20)
(A) Attenuating the low range relative to the high range of the positive frequency component P (f) of the frequency signal,
(B) Attenuating the high range relative to the low range of the negative frequency component N (f) of the frequency signal,
(C) Add the results of (b) and (b)
(D) The result of (c) is inverse Fourier transformed to the left channel audio signal L (t),
(E) Attenuating the high range relative to the low range of the positive frequency component P (f) of the frequency signal,
(F) Attenuating the low range relative to the high range of the negative frequency component N (f) of the frequency signal,
(G) Add the results of (e) and (f),
(D) Provided is an ultrasonic diagnostic apparatus (200) characterized in that the result of (g) is subjected to inverse Fourier transform to obtain a right channel audio signal R (t).
In the ultrasonic diagnostic apparatus (200) according to the fourth aspect, the volume ratio adjusting means can be constituted by digital computing means.

第５の観点では、本発明は、前記第１または第２の観点による超音波診断装置において、前記ドプラ信号取得手段が、直交検波回路（３）であり、前記音量比調節手段が、ドプラ信号をフーリエ変換して周波数信号とするフーリエ変換手段（５）と、演算手段（３０）とであり、前記演算手段（３０）は、
（イ）前記周波数信号の正の周波数成分Ｐ(ｆ)の高域に対して低域を減衰させ、
（ロ）前記周波数信号の負の周波数成分Ｎ(ｆ)の低域に対して高域を減衰させ、
（ハ）前記正の周波数成分Ｐ(ｆ)を周波数軸上で反転させた周波数成分Ｐ(-f)の高域に対して低域を減衰させ、
（ニ）前記負の周波数成分Ｎ(ｆ)を周波数軸上で反転させた周波数成分Ｎ(-f)の低域に対して高域を減衰させ、
（ホ）前記周波数成分Ｎ(-f)の高域に対して低域を減衰させ、
（ヘ）前記周波数成分Ｐ(-f)の低域に対して高域を減衰させ、
（ト）前記負の周波数成分Ｎ(ｆ)の高域に対して低域を減衰させ、
（チ）前記正の周波数成分Ｐ(ｆ)の低域に対して高域を減衰させ
（リ）（ト）と（チ）の結果を加算し、
（ヌ）（リ）の結果の共役数を求め、
（ル）（イ）と（ロ）と（ハ）と（ニ）と（ホ）と（ヘ）と（ヌ）の結果を加算し、（ヲ）（ル）の結果を逆フーリエ変換し、
（ワ）（ヲ）の結果の実部を左チャンネル音声信号Ｌ(ｔ)とし、
（カ）（ヲ）の結果の虚部を右チャンネル音声信号Ｒ(ｔ)とする
ことを特徴とする超音波診断装置（３００）を提供する。
上記第５の観点による超音波診断装置（３００）では、音量比調節手段をデジタル演算手段により構成できると共に逆フーリエ変換が１回で済む。 In a fifth aspect, the present invention provides the ultrasonic diagnostic apparatus according to the first or second aspect, wherein the Doppler signal acquisition means is a quadrature detection circuit (3), and the volume ratio adjustment means is a Doppler signal. Are Fourier transform means (5) for converting the signal into a frequency signal, and calculation means (30), wherein the calculation means (30)
(A) Attenuating the low range relative to the high range of the positive frequency component P (f) of the frequency signal,
(B) Attenuating the high range relative to the low range of the negative frequency component N (f) of the frequency signal,
(C) Attenuating the low range with respect to the high range of the frequency component P (-f) obtained by inverting the positive frequency component P (f) on the frequency axis,
(D) Attenuating the high range relative to the low range of the frequency component N (-f) obtained by inverting the negative frequency component N (f) on the frequency axis,
(E) Attenuating the low range relative to the high range of the frequency component N (-f),
(F) Attenuating the high range relative to the low range of the frequency component P (-f),
(G) Attenuating the low range with respect to the high range of the negative frequency component N (f),
(H) Attenuating the high frequency with respect to the low frequency of the positive frequency component P (f), and adding the results of (Li) (G) and (H),
(Nu) Find the conjugate number of the result of (ri),
(Le) (b), (b), (c), (d), (e), (f) and (nu) results are added, (wo) (le) result is inverse Fourier transformed,
(Wa) The real part of the result of (wo) is the left channel audio signal L (t),
(F) Provided is an ultrasonic diagnostic apparatus (300) characterized in that the imaginary part of the result of (v) is the right channel audio signal R (t).
In the ultrasonic diagnostic apparatus (300) according to the fifth aspect, the volume ratio adjusting means can be constituted by a digital computing means and only one inverse Fourier transform is required.

第６の観点では、本発明は、超音波エコー信号を取得する超音波エコー信号取得手段と、前記超音波エコー信号からドプラ信号を取得するドプラ信号取得手段と、前記ドプラ信号の周波数に応じて左チャンネル音声出力に対する右チャンネル音声出力の位相遅れφを３段階以上に変化させる位相遅れ調節手段と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。
前記従来の超音波診断装置では、左チャンネル音声出力と右チャンネル音声出力の位相差を調節するものはなかった。
これに対して、上記第６の観点による超音波診断装置では、左チャンネル音声出力と右チャンネル音声出力の位相差を３段階以上に変化させるので、例えば図２０に示すような血流を想定した場合、音源の飛ぶ距離が小さくなり、ドプラ音の空間的広がりが自然に感じられ、聞きやすくなる。 In a sixth aspect, the present invention provides an ultrasonic echo signal acquisition unit that acquires an ultrasonic echo signal, a Doppler signal acquisition unit that acquires a Doppler signal from the ultrasonic echo signal, and a frequency of the Doppler signal. There is provided an ultrasonic diagnostic apparatus comprising phase delay adjusting means for changing a phase delay φ of a right channel audio output with respect to a left channel audio output in three or more stages.
None of the conventional ultrasonic diagnostic apparatuses adjust the phase difference between the left channel sound output and the right channel sound output.
On the other hand, in the ultrasonic diagnostic apparatus according to the sixth aspect, the phase difference between the left channel sound output and the right channel sound output is changed in three stages or more, and thus, for example, blood flow as shown in FIG. 20 is assumed. In this case, the distance that the sound source flies is reduced, and the spatial spread of the Doppler sound is felt naturally, making it easier to hear.

第７の観点では、本発明は、前記第６の観点による超音波診断装置において、前記位相遅れ調節手段は、周波数ｆが所定の周波数ｆｐから０の間であるドプラ信号に対しては前記位相遅れφをπから０の間で３段階以上で変化させ、周波数ｆが０から所定の周波数−ｆｐの間であるドプラ信号に対しては前記位相遅れφを０から−πの間で３段階以上で変化させることを特徴とする超音波診断装置を提供する。
上記構成において、例えばｆｐ＝１ｋＨｚ〜２ｋＨｚである。
上記第７の観点による超音波診断装置では、左チャンネル音声出力と右チャンネル音声出力の位相差を５段階以上に変化させるので、例えば図２０に示すような血流を想定した場合、音源の飛ぶ距離が小さくなり、ドプラ音の空間的広がりが自然に感じられ、聞きやすくなる。
なお、「周波数ｆが所定の周波数ｆｐから０の間であるドプラ信号」が「プローブに近づいてくる遅い血流から取得されるドプラ信号」であり、「周波数ｆが０から所定の周波数−ｆｐの間であるドプラ信号」が「プローブから遠ざかる遅い血流から取得されるドプラ信号」であるとすると、「プローブに近づいてくる遅い血流から取得されるドプラ信号」は左寄りに聞こえ、「プローブから遠ざかる遅い血流から取得されるドプラ信号」は右寄りに聞こえるようになる。 In a seventh aspect, the present invention provides the ultrasonic diagnostic apparatus according to the sixth aspect, wherein the phase delay adjusting means is configured to output the phase for a Doppler signal whose frequency f is between a predetermined frequency fp and zero. The delay φ is changed in three steps or more from π to 0, and the phase delay φ is changed in three steps between 0 and −π for a Doppler signal whose frequency f is between 0 and a predetermined frequency −fp. An ultrasonic diagnostic apparatus characterized by being changed as described above is provided.
In the above configuration, for example, fp = 1 kHz to 2 kHz.
In the ultrasonic diagnostic apparatus according to the seventh aspect, since the phase difference between the left channel sound output and the right channel sound output is changed in five steps or more, for example, when a blood flow as shown in FIG. The distance becomes smaller, and the spatial spread of the Doppler sound is felt naturally, making it easier to hear.
Note that “the Doppler signal whose frequency f is between the predetermined frequency fp and 0” is “the Doppler signal acquired from the slow blood flow approaching the probe”, and “the frequency f is from 0 to the predetermined frequency −fp. Assuming that the “Doppler signal that is acquired from the slow blood flow away from the probe” is “the Doppler signal acquired from the slow blood flow approaching the probe”, the “Doppler signal that is between” is heard to the left, The “Doppler signal acquired from the slow blood flow away from” is heard to the right.

第８の観点では、本発明は、前記第６の観点による超音波診断装置において、所定の左右鼓膜間距離を２・Ｗ［ｃｍ］とし、所定の左右音源間距離を２・Ｘｍ［ｃｍ］とし、所定の正面距離をＹ［ｃｍ］とするとき、前記位相遅れ調節手段は、
周波数ｆが所定の周波数ｆｓよりも正側であるドプラ信号に対しては、
φ＝2・π・f・(√{(Ｘｍ＋Ｗ)2＋Ｙ2}−√{(Ｘｍ−Ｗ)2＋Ｙ2})／34000
周波数ｆが所定の周波数ｆｓから０の間であるドプラ信号に対しては、
Ｘｍ＞ｘ≧０、且つ、
φ＝2・π・f・(√{(ｘ＋Ｗ)2＋Ｙ2}−√{(ｘ−Ｗ)2＋Ｙ2})／34000
周波数ｆが０から所定の周波数−ｆｓの間であるドプラ信号に対しては、
０＞ｘ≧−Ｘｍ、且つ、
φ＝2・π・f・(√{(ｘ＋Ｗ)2＋Ｙ2}−√{(ｘ−Ｗ)2＋Ｙ2})／34000
周波数ｆが所定の周波数−ｆｓよりも負側であるドプラ信号に対しては、
φ＝2・π・f・(√{(−Ｘｍ＋Ｗ)2＋Ｙ2}−√{(−Ｘｍ−Ｗ)2＋Ｙ2})／34000
とすることを特徴とする超音波診断装置を提供する。
上記第８の観点による超音波診断装置では、左チャンネル音声出力と右チャンネル音声出力の位相差を多段階または連続的に変化させるので、例えば図２０に示すような血流を想定した場合、音源が滑らかに移動しているように聞こえ、空間的広がりが自然に感じられ、聞きやすくなる。
なお、「周波数ｆが所定の周波数ｆｓよりも正側であるドプラ信号」が「プローブに近づいてくる速い血流から取得されるドプラ信号」であり、「周波数ｆが所定の周波数ｆｓから０の間であるドプラ信号」が「プローブに近づいてくる遅い血流から取得されるドプラ信号」であり、「周波数ｆが０から所定の周波数−ｆｓの間であるドプラ信号」が「プローブから遠ざかる遅い血流から取得されるドプラ信号」であり、「周波数ｆが所定の周波数−ｆｓよりも負側であるドプラ信号」が「プローブから遠ざかる速い血流から取得されるドプラ信号」であるとすると、「プローブに近づいてくる速い血流から取得されるドプラ信号」は左側だけから聞こえ、「プローブに近づいてくる遅い血流から取得されるドプラ信号」は左寄りに聞こえ、「プローブから遠ざかる遅い血流から取得されるドプラ信号」は右寄りに聞こえ、「プローブから遠ざかる速い血流から取得されるドプラ信号」は右側だけから聞こえるようになる。 In an eighth aspect, the present invention provides the ultrasonic diagnostic apparatus according to the sixth aspect, wherein the predetermined distance between the left and right eardrums is 2 · W [cm], and the predetermined distance between the left and right sound sources is 2 · Xm [cm]. When the predetermined front distance is Y [cm], the phase delay adjusting means is
For a Doppler signal whose frequency f is more positive than the predetermined frequency fs,
φ = 2 · π · f · (√ {(Xm + W) 2 + Y 2 } −√ {(Xm−W) 2 + Y 2 }) / 34000
For Doppler signals whose frequency f is between the predetermined frequency fs and 0,
Xm> x ≧ 0, and
φ = 2 · π · f · (√ {(x + W) 2 + Y 2 } −√ {(x−W) 2 + Y 2 }) / 34000
For a Doppler signal whose frequency f is between 0 and a predetermined frequency −fs,
0> x ≧ −Xm, and
φ = 2 · π · f · (√ {(x + W) 2 + Y 2 } −√ {(x−W) 2 + Y 2 }) / 34000
For a Doppler signal whose frequency f is more negative than the predetermined frequency −fs,
φ = 2 · π · f · (√ {(− Xm + W) 2 + Y 2 } −√ {(− Xm−W) 2 + Y 2 }) / 34000
An ultrasonic diagnostic apparatus is provided.
In the ultrasonic diagnostic apparatus according to the eighth aspect, the phase difference between the left channel sound output and the right channel sound output is changed in multiple steps or continuously, so for example, when a blood flow as shown in FIG. Sounds like moving smoothly, and the spatial spread is felt naturally, making it easier to hear.
Note that “the Doppler signal whose frequency f is on the positive side of the predetermined frequency fs” is “the Doppler signal acquired from the fast blood flow approaching the probe”, and the frequency f is 0 from the predetermined frequency fs. The “Doppler signal that is acquired from the slow blood flow approaching the probe” is “the Doppler signal that is between the frequency f and 0 and the predetermined frequency−fs” and the “Doppler signal that is between the probe” If the “Doppler signal acquired from the blood flow” is “the Doppler signal whose frequency f is more negative than the predetermined frequency −fs” is the “Doppler signal acquired from the fast blood flow away from the probe”, The “Doppler signal acquired from the fast blood flow approaching the probe” is heard only from the left side, and the “Doppler signal acquired from the slow blood flow approaching the probe” is heard to the left, Doppler signal ", which is obtained from the slow blood flow away from the probe is heard to the right," Doppler signals are obtained from the fast blood flow away from the probe "is to be heard only from the right side.

第９の観点では、本発明は、超音波エコー信号を取得する超音波エコー信号取得手段と、前記超音波エコー信号からドプラ信号を取得するドプラ信号取得手段と、前記ドプラ信号の周波数に応じて左チャンネル音声出力と右チャンネル音声出力の音量比を３段階以上に変化させる音量比調節手段と、前記ドプラ信号の周波数に応じて左チャンネル音声出力に対する右チャンネル音声出力の位相遅れφを３段階以上に変化させる位相遅れ調節手段と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９の観点による超音波診断装置では、音量比を３段階以上に変化させると共に左チャンネル音声出力と右チャンネル音声出力の位相差を３段階以上に変化させるので、例えば図２０に示すような血流を想定した場合、音源の飛ぶ距離が小さくなり、ドプラ音の空間的広がりが自然に感じられ、聞きやすくなる。 In a ninth aspect, the present invention provides an ultrasonic echo signal acquisition unit that acquires an ultrasonic echo signal, a Doppler signal acquisition unit that acquires a Doppler signal from the ultrasonic echo signal, and a frequency of the Doppler signal. Volume ratio adjusting means for changing the volume ratio of the left channel audio output and the right channel audio output in 3 steps or more, and the phase delay φ of the right channel audio output with respect to the left channel audio output in 3 steps or more according to the frequency of the Doppler signal There is provided an ultrasonic diagnostic apparatus comprising a phase lag adjusting means for changing the phase lag.
In the ultrasonic diagnostic apparatus according to the ninth aspect, the volume ratio is changed in three steps or more, and the phase difference between the left channel sound output and the right channel sound output is changed in three steps or more. For example, as shown in FIG. When blood flow is assumed, the distance that the sound source flies is reduced, and the spatial spread of the Doppler sound is naturally felt and easy to hear.

第１０の観点では、本発明は、前記第９の観点による超音波診断装置において、前記音量比調節手段は、周波数ｆが所定の周波数ｆｓよりも正側であるドプラ信号に対しては前記音量比を１：０とし、周波数ｆが所定の周波数ｆｓから０の間であるドプラ信号に対しては前記音量比を１：０から１：１の間で３段階以上で変化させ、周波数ｆが０から所定の周波数−ｆｓの間であるドプラ信号に対しては前記音量比を１：１から０：１の間で３段階以上で変化させ、周波数ｆが所定の周波数−ｆｓよりも負側であるドプラ信号に対しては前記音量比を０：１とすることを特徴とする超音波診断装置を提供する。
上記構成において、例えばｆｓ＝２ｋＨｚ〜４ｋＨｚである。
上記第１０の観点による超音波診断装置では、音量比を５段階以上に変化させるので、例えば図２０に示すような血流を想定した場合、音源の飛ぶ距離が小さくなり、ドプラ音の空間的広がりが自然に感じられ、聞きやすくなる。
なお、「周波数ｆが所定の周波数ｆｓよりも正側であるドプラ信号」が「プローブに近づいてくる速い血流から取得されるドプラ信号」であり、「周波数ｆが所定の周波数ｆｓから０の間であるドプラ信号」が「プローブに近づいてくる遅い血流から取得されるドプラ信号」であり、「周波数ｆが０から所定の周波数−ｆｓの間であるドプラ信号」が「プローブから遠ざかる遅い血流から取得されるドプラ信号」であり、「周波数ｆが所定の周波数−ｆｓよりも負側であるドプラ信号」が「プローブから遠ざかる速い血流から取得されるドプラ信号」であるとすると、「プローブに近づいてくる速い血流から取得されるドプラ信号」は左側だけから聞こえ、「プローブに近づいてくる遅い血流から取得されるドプラ信号」は左寄りに聞こえ、「プローブから遠ざかる遅い血流から取得されるドプラ信号」は右寄りに聞こえ、「プローブから遠ざかる速い血流から取得されるドプラ信号」は右側だけから聞こえるようになる。 In a tenth aspect, the present invention relates to the ultrasonic diagnostic apparatus according to the ninth aspect, wherein the volume ratio adjusting means is configured to adjust the volume for a Doppler signal whose frequency f is on the positive side of a predetermined frequency fs. For a Doppler signal in which the ratio is 1: 0 and the frequency f is between a predetermined frequency fs and 0, the volume ratio is changed in 3 steps or more between 1: 0 and 1: 1, and the frequency f is For a Doppler signal between 0 and a predetermined frequency -fs, the volume ratio is changed in three steps or more between 1: 1 and 0: 1, and the frequency f is more negative than the predetermined frequency -fs. An ultrasonic diagnostic apparatus is provided in which the volume ratio is set to 0: 1 for the Doppler signal.
In the above configuration, for example, fs = 2 kHz to 4 kHz.
In the ultrasonic diagnostic apparatus according to the tenth aspect, the volume ratio is changed in five steps or more. Therefore, for example, assuming a blood flow as shown in FIG. The expanse feels natural and is easy to hear.
Note that “the Doppler signal whose frequency f is on the positive side of the predetermined frequency fs” is “the Doppler signal acquired from the fast blood flow approaching the probe”, and the frequency f is 0 from the predetermined frequency fs. The “Doppler signal that is acquired from the slow blood flow approaching the probe” is “the Doppler signal that is between the frequency f and 0 and the predetermined frequency−fs” and the “Doppler signal that is between the probe” If the “Doppler signal acquired from the blood flow” is “the Doppler signal whose frequency f is more negative than the predetermined frequency −fs” is the “Doppler signal acquired from the fast blood flow away from the probe”, The “Doppler signal acquired from the fast blood flow approaching the probe” is heard only from the left side, and the “Doppler signal acquired from the slow blood flow approaching the probe” is heard to the left, Doppler signal ", which is obtained from the slow blood flow away from the probe is heard to the right," Doppler signals are obtained from the fast blood flow away from the probe "is to be heard only from the right side.

第１１の観点では、本発明は、前記第９または第１０の観点による超音波診断装置において、前記ドプラ信号取得手段が、直交検波回路であり、前記音量比調節手段が、ドプラ信号の正の周波数成分Ｐ(ｔ)と負の周波数成分Ｎ(ｔ)を分離する方向分離回路と、前記正の周波数成分Ｐ(ｔ)の高域に対して低域を減衰させる第１フィルタと、前記正の周波数成分Ｐ(ｔ)の低域に対して高域を減衰させる第２フィルタと、前記負の周波数成分Ｎ(ｔ)の低域に対して高域を減衰させる第３フィルタと、前記負の周波数成分Ｎ(ｔ)の高域に対して低域を減衰させる第４フィルタと、前記第１フィルタと前記第３フィルタの出力を加算して左チャンネル音声信号Ｌ(ｔ)とする加算器と、前記第２フィルタと前記第４フィルタの出力を加算して右チャンネル音声信号Ｒ(ｔ)とする加算器とを具備してなることを特徴とする超音波診断装置を提供する。
上記第１１の観点による超音波診断装置では、音量比を連続的に変化させるので、例えば図２０に示すような血流を想定した場合、音源が滑らかに移動しているように聞こえ、空間的広がりが自然に感じられ、聞きやすくなる。 In an eleventh aspect, the present invention provides the ultrasonic diagnostic apparatus according to the ninth or tenth aspect, wherein the Doppler signal acquisition unit is a quadrature detection circuit, and the volume ratio adjustment unit includes a positive Doppler signal. A direction separation circuit that separates the frequency component P (t) and the negative frequency component N (t), a first filter that attenuates a low frequency with respect to a high frequency of the positive frequency component P (t), and the positive A second filter for attenuating the high frequency relative to the low frequency of the frequency component P (t), a third filter for attenuating the high frequency relative to the low frequency of the negative frequency component N (t), and the negative A fourth filter for attenuating the low band relative to the high band of the frequency component N (t) of the signal, and an adder that adds the outputs of the first filter and the third filter to produce a left channel audio signal L (t) And adding the outputs of the second filter and the fourth filter, To provide an ultrasonic diagnostic apparatus characterized by No. formed by including an adder to R (t).
In the ultrasonic diagnostic apparatus according to the eleventh aspect, since the volume ratio is continuously changed, for example, when a blood flow as shown in FIG. 20 is assumed, the sound source seems to move smoothly, and spatial The expanse feels natural and is easy to hear.

第１２の観点では、本発明は、前記第９または第１０の観点による超音波診断装置において、前記ドプラ信号取得手段が、直交検波回路であり、前記音量比調節手段が、ドプラ信号をフーリエ変換して周波数信号とするフーリエ変換手段と、演算手段とであり、前記演算手段は、
（イ）前記周波数信号の正の周波数成分Ｐ(ｆ)の高域に対して低域を減衰させ、
（ロ）前記周波数信号の負の周波数成分Ｎ(ｆ)の低域に対して高域を減衰させ、
（ハ）（イ）と（ロ）の結果を加算し、
（ニ）（ハ）の結果を逆フーリエ変換して左チャンネル音声信号Ｌ(ｔ)とし、
（ホ）前記周波数信号の正の周波数成分Ｐ(ｆ)の低域に対して高域を減衰させ、
（ヘ）前記周波数信号の負の周波数成分Ｎ(ｆ)の高域に対して低域を減衰させ、
（ト）（ホ）と（ヘ）の結果を加算し、
（ニ）（ト）の結果を逆フーリエ変換して右チャンネル音声信号Ｒ(ｔ)とする
ことを特徴とする超音波診断装置を提供する。
上記第１２の観点による超音波診断装置では、音量比調節手段をデジタル演算手段により構成できる。 In a twelfth aspect, the present invention provides the ultrasonic diagnostic apparatus according to the ninth or tenth aspect, wherein the Doppler signal acquisition unit is a quadrature detection circuit, and the volume ratio adjustment unit performs Fourier transform on the Doppler signal. And a Fourier transform means for calculating a frequency signal, and an arithmetic means.
(A) Attenuating the low range relative to the high range of the positive frequency component P (f) of the frequency signal,
(B) Attenuating the high range relative to the low range of the negative frequency component N (f) of the frequency signal,
(C) Add the results of (b) and (b)
(D) The result of (c) is inverse Fourier transformed to the left channel audio signal L (t),
(E) Attenuating the high range relative to the low range of the positive frequency component P (f) of the frequency signal,
(F) Attenuating the low range relative to the high range of the negative frequency component N (f) of the frequency signal,
(G) Add the results of (e) and (f),
(D) An ultrasonic diagnostic apparatus is provided in which the result of (g) is subjected to inverse Fourier transform to obtain a right channel audio signal R (t).
In the ultrasonic diagnostic apparatus according to the twelfth aspect, the volume ratio adjusting means can be constituted by digital computing means.

第１３の観点では、本発明は、前記第９または第１０の観点による超音波診断装置において、前記ドプラ信号取得手段が、直交検波回路であり、前記音量比調節手段が、ドプラ信号をフーリエ変換して周波数信号とするフーリエ変換手段と、演算手段とであり、前記演算手段は、
（イ）前記周波数信号の正の周波数成分Ｐ(ｆ)の高域に対して低域を減衰させ、
（ロ）前記周波数信号の負の周波数成分Ｎ(ｆ)の低域に対して高域を減衰させ、
（ハ）前記正の周波数成分Ｐ(ｆ)を周波数軸上で反転させた周波数成分Ｐ(-f)の高域に対して低域を減衰させ、
（ニ）前記負の周波数成分Ｎ(ｆ)を周波数軸上で反転させた周波数成分Ｎ(-f)の低域に対して高域を減衰させ、
（ホ）前記周波数成分Ｎ(-f)の高域に対して低域を減衰させ、
（ヘ）前記周波数成分Ｐ(-f)の低域に対して高域を減衰させ、
（ト）前記負の周波数成分Ｎ(ｆ)の高域に対して低域を減衰させ、
（チ）前記正の周波数成分Ｐ(ｆ)の低域に対して高域を減衰させ
（リ）（ト）と（チ）の結果を加算し、
（ヌ）（リ）の結果の共役数を求め、
（ル）（イ）と（ロ）と（ハ）と（ニ）と（ホ）と（ヘ）と（ヌ）の結果を加算し、（ヲ）（ル）の結果を逆フーリエ変換し、
（ワ）（ヲ）の結果の実部を左チャンネル音声信号Ｌ(ｔ)とし、
（カ）（ヲ）の結果の虚部を右チャンネル音声信号Ｒ(ｔ)とする
ことを特徴とする超音波診断装置を提供する。
上記第１３の観点による超音波診断装置では、音量比調節手段をデジタル演算手段により構成できると共に逆フーリエ変換が１回で済む。 In a thirteenth aspect, the present invention provides the ultrasonic diagnostic apparatus according to the ninth or tenth aspect, wherein the Doppler signal acquisition unit is a quadrature detection circuit, and the volume ratio adjustment unit performs Fourier transform on the Doppler signal. And a Fourier transform means for calculating a frequency signal, and an arithmetic means.
(A) Attenuating the low range relative to the high range of the positive frequency component P (f) of the frequency signal,
(B) Attenuating the high range relative to the low range of the negative frequency component N (f) of the frequency signal,
(C) Attenuating the low range with respect to the high range of the frequency component P (-f) obtained by inverting the positive frequency component P (f) on the frequency axis,
(D) Attenuating the high range relative to the low range of the frequency component N (-f) obtained by inverting the negative frequency component N (f) on the frequency axis,
(E) Attenuating the low range relative to the high range of the frequency component N (-f),
(F) Attenuating the high range relative to the low range of the frequency component P (-f),
(G) Attenuating the low range with respect to the high range of the negative frequency component N (f),
(H) Attenuating the high frequency with respect to the low frequency of the positive frequency component P (f), and adding the results of (Li) (G) and (H),
(Nu) Find the conjugate number of the result of (ri),
(Le) (b), (b), (c), (d), (e), (f) and (nu) results are added, (wo) (le) result is inverse Fourier transformed,
(Wa) The real part of the result of (wo) is the left channel audio signal L (t),
(F) Provided is an ultrasonic diagnostic apparatus characterized in that the imaginary part of the result of (v) is the right channel audio signal R (t).
In the ultrasonic diagnostic apparatus according to the thirteenth aspect, the volume ratio adjusting means can be constituted by digital computing means and only one inverse Fourier transform is required.

第１４の観点では、本発明は、前記第９の観点による超音波診断装置において、所定の左右鼓膜間距離を２・Ｗ［ｃｍ］とし、所定の左右音源間距離を２・Ｘｍ［ｃｍ］とし、所定の正面距離をＹ［ｃｍ］とするとき、前記音量比調節手段は、周波数ｆの左チャンネル音声出力Ｌ(ｆ)と右チャンネル音声出力Ｒ(ｆ)の音量比｜Ｌ(ｆ)｜：｜Ｒ(ｆ)｜を、
周波数ｆが所定の周波数ｆｓよりも正側であるドプラ信号に対しては、
｜Ｌ(ｆ)｜：｜Ｒ(ｆ)｜＝１：０
周波数ｆが所定の周波数ｆｓから０の間であるドプラ信号に対しては、
Ｘｍ＞ｘ≧０、且つ、
｜Ｌ(ｆ)｜：｜Ｒ(ｆ)｜＝{(ｘ＋Ｗ)2＋Ｙ2}：{(ｘ−Ｗ)2＋Ｙ2}
周波数ｆが０から所定の周波数−ｆｓの間であるドプラ信号に対しては、
０＞ｘ≧−Ｘｍ、且つ、
｜Ｌ(ｆ)｜：｜Ｒ(ｆ)｜＝{(ｘ＋Ｗ)2＋Ｙ2}：{(ｘ−Ｗ)2＋Ｙ2}
周波数ｆが所定の周波数−ｆｓよりも負側であるドプラ信号に対しては、
｜Ｌ(ｆ)｜：｜Ｒ(ｆ)｜＝０：１
とすることを特徴とする超音波診断装置を提供する。
上記第１４の観点による超音波診断装置では、音量比を多段階または連続的に変化させるので、例えば図２０に示すような血流を想定した場合、音源が滑らかに移動しているように聞こえ、空間的広がりが自然に感じられ、聞きやすくなる。 In a fourteenth aspect, the present invention provides the ultrasonic diagnostic apparatus according to the ninth aspect, wherein the predetermined distance between the left and right eardrums is 2 · W [cm], and the predetermined distance between the left and right sound sources is 2 · Xm [cm]. When the predetermined front distance is Y [cm], the volume ratio adjusting means is configured to adjust the volume ratio | L (f) of the left channel audio output L (f) and the right channel audio output R (f) at the frequency f. |: | R (f) |
For a Doppler signal whose frequency f is more positive than the predetermined frequency fs,
| L (f) |: | R (f) | = 1: 0
For Doppler signals whose frequency f is between the predetermined frequency fs and 0,
Xm> x ≧ 0, and
| L (f) |: | R (f) | = {(x + W) 2 + Y 2 }: {(x−W) 2 + Y 2 }
For a Doppler signal whose frequency f is between 0 and a predetermined frequency −fs,
0> x ≧ −Xm, and
| L (f) |: | R (f) | = {(x + W) 2 + Y 2 }: {(x−W) 2 + Y 2 }
For a Doppler signal whose frequency f is more negative than the predetermined frequency −fs,
| L (f) |: | R (f) | = 0: 1
An ultrasonic diagnostic apparatus is provided.
In the ultrasonic diagnostic apparatus according to the fourteenth aspect, since the volume ratio is changed in multiple steps or continuously, for example, when a blood flow as shown in FIG. 20 is assumed, the sound source seems to move smoothly. , Spatial expanse feels natural and is easy to hear.

第１５の観点では、本発明は、前記第９または第１４の観点による超音波診断装置において、所定の左右鼓膜間距離を２・Ｗ［ｃｍ］とし、所定の左右音源間距離を２・Ｘｍ［ｃｍ］とし、所定の正面距離をＹ［ｃｍ］とするとき、前記位相遅れ調節手段は、
周波数ｆが所定の周波数ｆｓよりも正側であるドプラ信号に対しては、
φ＝2・π・f・(√{(Ｘｍ＋Ｗ)2＋Ｙ2}−√{(Ｘｍ−Ｗ)2＋Ｙ2})／34000
周波数ｆが所定の周波数ｆｓから０の間であるドプラ信号に対しては、
Ｘｍ＞ｘ≧０、且つ、
φ＝2・π・f・(√{(ｘ＋Ｗ)2＋Ｙ2}−√{(ｘ−Ｗ)2＋Ｙ2})／34000
周波数ｆが０から所定の周波数−ｆｓの間であるドプラ信号に対しては、
０＞ｘ≧−Ｘｍ、且つ、
φ＝2・π・f・(√{(ｘ＋Ｗ)2＋Ｙ2}−√{(ｘ−Ｗ)2＋Ｙ2})／34000
周波数ｆが所定の周波数−ｆｓよりも負側であるドプラ信号に対しては、
φ＝2・π・f・(√{(−Ｘｍ＋Ｗ)2＋Ｙ2}−√{(−Ｘｍ−Ｗ)2＋Ｙ2})／34000
とすることを特徴とする超音波診断装置を提供する。
上記第１５の観点による超音波診断装置では、左チャンネル音声出力と右チャンネル音声出力の位相差を多段階または連続的に変化させるので、例えば図２０に示すような血流を想定した場合、音源が滑らかに移動しているように聞こえ、空間的広がりが自然に感じられ、聞きやすくなる。 In a fifteenth aspect, the present invention provides the ultrasonic diagnostic apparatus according to the ninth or fourteenth aspect, wherein the predetermined distance between the left and right eardrums is 2 · W [cm], and the predetermined distance between the left and right sound sources is 2 · Xm. [Cm] and when the predetermined front distance is Y [cm], the phase delay adjusting means is
For a Doppler signal whose frequency f is more positive than the predetermined frequency fs,
φ = 2 · π · f · (√ {(Xm + W) 2 + Y 2 } −√ {(Xm−W) 2 + Y 2 }) / 34000
For Doppler signals whose frequency f is between the predetermined frequency fs and 0,
Xm> x ≧ 0, and
φ = 2 · π · f · (√ {(x + W) 2 + Y 2 } −√ {(x−W) 2 + Y 2 }) / 34000
For a Doppler signal whose frequency f is between 0 and a predetermined frequency −fs,
0> x ≧ −Xm, and
φ = 2 · π · f · (√ {(x + W) 2 + Y 2 } −√ {(x−W) 2 + Y 2 }) / 34000
For a Doppler signal whose frequency f is more negative than the predetermined frequency −fs,
φ = 2 · π · f · (√ {(− Xm + W) 2 + Y 2 } −√ {(− Xm−W) 2 + Y 2 }) / 34000
An ultrasonic diagnostic apparatus is provided.
In the ultrasonic diagnostic apparatus according to the fifteenth aspect, since the phase difference between the left channel sound output and the right channel sound output is changed in multiple steps or continuously, for example, when blood flow as shown in FIG. Sounds like moving smoothly, and the spatial spread is felt naturally, making it easier to hear.

本発明の超音波診断装置によれば、ドプラ音の空間的広がりが自然に感じられ、聞きやすくなる。   According to the ultrasonic diagnostic apparatus of the present invention, the spatial spread of the Doppler sound is naturally felt and it becomes easy to hear.

実施例１に係る超音波診断装置を示すブロック図である。1 is a block diagram illustrating an ultrasonic diagnostic apparatus according to Embodiment 1. FIG. 実施例１に係るフィルタの周波数特性図である。3 is a frequency characteristic diagram of a filter according to Embodiment 1. FIG. 方向分離回路の出力信号の第１例を示すスペクトラム図である。It is a spectrum figure which shows the 1st example of the output signal of a direction separation circuit. 図３の信号が入力されたときのフィルタの出力信号を示すスペクトラム図である。It is a spectrum figure which shows the output signal of the filter when the signal of FIG. 3 is input. 図４の信号が入力されたときの加算器の出力信号を示すスペクトラム図である。It is a spectrum figure which shows the output signal of an adder when the signal of FIG. 4 is input. プローブに近づく血流のドプラ周波数に割り当てた音源位置を示す概念図である。It is a conceptual diagram which shows the sound source position allocated to the Doppler frequency of the blood flow approaching a probe. 方向分離回路の出力信号の第２例を示すスペクトラム図である。It is a spectrum figure which shows the 2nd example of the output signal of a direction separation circuit. 図７の信号が入力されたときのフィルタの出力信号を示すスペクトラム図である。It is a spectrum figure which shows the output signal of the filter when the signal of FIG. 7 is input. 図８の信号が入力されたときの加算器の出力信号を示すスペクトラム図である。It is a spectrum figure which shows the output signal of an adder when the signal of FIG. 8 is input. プローブから遠ざかる血流のドプラ周波数に割り当てた音源位置を示す概念図である。It is a conceptual diagram which shows the sound source position allocated to the Doppler frequency of the blood flow away from a probe. 方向分離回路の出力信号の第３例を示すスペクトラム図である。It is a spectrum figure which shows the 3rd example of the output signal of a direction separation circuit. 図１１の信号が入力されたときのフィルタの出力信号を示すスペクトラム図である。It is a spectrum figure which shows the output signal of a filter when the signal of FIG. 11 is input. 図１２の信号が入力されたときの加算器の出力信号を示すスペクトラム図である。It is a spectrum figure which shows the output signal of an adder when the signal of FIG. 12 is input. 実施例２に係る超音波診断装置を示すブロック図である。6 is a block diagram illustrating an ultrasonic diagnostic apparatus according to Embodiment 2. FIG. 実施例３に係る超音波診断装置を示すブロック図である。FIG. 6 is a block diagram illustrating an ultrasonic diagnostic apparatus according to a third embodiment. 実施例４に係る超音波診断装置を示すブロック図である。6 is a block diagram illustrating an ultrasonic diagnostic apparatus according to Embodiment 4. FIG. 実施例４に係る超音波診断装置における周波数と位相遅れの関係を示す説明図である。FIG. 10 is an explanatory diagram illustrating a relationship between a frequency and a phase delay in the ultrasonic diagnostic apparatus according to the fourth embodiment. 実施例５に係る超音波診断装置を示すブロック図である。FIG. 10 is a block diagram illustrating an ultrasonic diagnostic apparatus according to a fifth embodiment. 実施例５に係る超音波診断装置の音量比・位相遅れ処理部の動作原理を示す説明図である。FIG. 10 is an explanatory diagram illustrating an operation principle of a volume ratio / phase delay processing unit of an ultrasonic diagnostic apparatus according to a fifth embodiment. ドプラ信号の一例の模式図である。It is a schematic diagram of an example of a Doppler signal.

以下、図に示す実施の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。   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.

−実施例１−
図１は、実施例１に係る超音波診断装置１００を示すブロック図である。
この超音波診断装置１００において、プローブ１および送受信回路２は、超音波パルスを被検体内に送波し、被検体からの超音波エコーを受信し、超音波エコー信号を直交検波回路３およびＢモード処理部８に送る。 Example 1
FIG. 1 is a block diagram illustrating an ultrasonic diagnostic apparatus 100 according to the first embodiment.
In the ultrasonic diagnostic apparatus 100, the probe 1 and the transmission / reception circuit 2 transmit ultrasonic pulses into the subject, receive ultrasonic echoes from the subject, and convert the ultrasonic echo signals into the orthogonal detection circuits 3 and B. The data is sent to the mode processing unit 8.

直交検波回路３は、超音波エコー信号からドプラ信号のＩ成分Ｉ(ｔ)，Ｑ成分Ｑ(ｔ)を抽出し、ＦＦＴ（Fast Fourier Transform）部５および方向分離回路１０へ出力する。   The quadrature detection circuit 3 extracts the I component I (t) and Q component Q (t) of the Doppler signal from the ultrasonic echo signal, and outputs them to the FFT (Fast Fourier Transform) unit 5 and the direction separation circuit 10.

ＦＦＴ部５は、デジタルデータを周波数分析してスペクトルを算出し、これをＤＳＣ６へ出力する。
ＤＳＣ６は、スペクトルからソノグラム画像を生成する。
ディスプレイ７は、ソノグラム画像を表示する。 The FFT unit 5 performs frequency analysis on the digital data to calculate a spectrum, and outputs the spectrum to the DSC 6.
The DSC 6 generates a sonogram image from the spectrum.
The display 7 displays a sonogram image.

Ｂモード処理部８は、超音波エコー信号からＢモード情報を抽出し、ＤＳＣ６へ出力する。
ＤＳＣ６は、Ｂモード情報からＢモード画像を生成する。
ディスプレイ７は、Ｂモード画像を表示する。 The B mode processing unit 8 extracts B mode information from the ultrasonic echo signal and outputs the B mode information to the DSC 6.
The DSC 6 generates a B mode image from the B mode information.
The display 7 displays a B mode image.

方向分離回路１０は、ドプラ信号Ｉ(ｔ)，Ｑ(ｔ)から正の周波数成分Ｐ(t)と負の周波数成分Ｎ(t)を作成する。正の周波数成分Ｐ(t)は、プローブ１に近づく血流に基づくドプラ信号であり、血流が速いほど周波数ｆが高くなっている。負の周波数成分Ｎ(t)は、プローブ１から遠ざかる血流に基づくドプラ信号であり、血流が速いほど周波数ｆが高くなっている。
正の周波数成分Ｐ(t)は、第１フィルタ１１および第２フィルタ１２に入力される。
負の周波数成分Ｎ(t)は、第３フィルタ１３および第４フィルタ１４に入力される。 The direction separation circuit 10 creates a positive frequency component P (t) and a negative frequency component N (t) from the Doppler signals I (t) and Q (t). The positive frequency component P (t) is a Doppler signal based on the blood flow approaching the probe 1, and the frequency f increases as the blood flow increases. The negative frequency component N (t) is a Doppler signal based on the blood flow away from the probe 1, and the frequency f is higher as the blood flow is faster.
The positive frequency component P (t) is input to the first filter 11 and the second filter 12.
The negative frequency component N (t) is input to the third filter 13 and the fourth filter 14.

第１フィルタ１１および第４フィルタ１４は、周波数ｆが所定の周波数ｆｓ（例えば２ｋＨｚ〜４ｋＨｚ）よりも高い入力信号は倍率１で通過させ、周波数ｆが所定の周波数ｆｓから０の間である入力信号に対しては倍率１未満で且つ周波数ｆが低いほど小さい倍率で通過させる周波数特性Ｇ(ｆ)を有している。
図２の（ａ）に、周波数特性Ｇ(ｆ)の一例を示す（これに限定されない）。
ｆ≧ｆｓ Ｇ(ｆ)＝１
ｆｓ＞ｆ≧０ Ｇ(ｆ)＝ｆ／（２・ｆｓ）＋０．５
である。 The first filter 11 and the fourth filter 14 allow an input signal having a frequency f higher than a predetermined frequency fs (for example, 2 kHz to 4 kHz) to pass at a magnification of 1, and input the frequency f is between the predetermined frequency fs and 0. The signal has a frequency characteristic G (f) that allows the signal to pass with a smaller magnification as the magnification is less than 1 and the frequency f is lower.
FIG. 2A shows an example of the frequency characteristic G (f) (not limited to this).
f ≧ fs G (f) = 1
fs> f ≧ 0 G (f) = f / (2 · fs) +0.5
It is.

第２フィルタ１２および第３フィルタ１３は、第１フィルタ１１および第４フィルタ１４の周波数特性Ｇ(ｆ)との和が「１」になるような周波数特性Ｈ(ｆ)を有している。
図２の（ｂ）に、周波数特性Ｈ(ｆ)の一例を示す。
ｆ≧ｆｓ Ｈ(ｆ)＝０
ｆｓ＞ｆ≧０ Ｈ(ｆ)＝−ｆ／（２・ｆｓ）＋０．５
である。 The second filter 12 and the third filter 13 have a frequency characteristic H (f) such that the sum of the frequency characteristics G (f) of the first filter 11 and the fourth filter 14 is “1”.
FIG. 2B shows an example of the frequency characteristic H (f).
f ≧ fs H (f) = 0
fs> f ≧ 0 H (f) = − f / (2 · fs) +0.5
It is.

左加算器１５Ｌは、第１フィルタ１１の出力信号Ｇ(ｆ)・Ｐ(t)と第３フィルタ１３の出力信号Ｈ(ｆ)・Ｎ(t)の和を左チャンネル信号Ｌ(t)として出力する。
左チャンネル信号Ｌ(t)は、左アンプ１６Ｌで増幅され、左スピーカ１７Ｌから音声出力される。 The left adder 15L uses the sum of the output signals G (f) · P (t) of the first filter 11 and the output signals H (f) · N (t) of the third filter 13 as the left channel signal L (t). Output.
The left channel signal L (t) is amplified by the left amplifier 16L and output as sound from the left speaker 17L.

右加算器１５Ｒは、第２フィルタ１２の出力信号Ｈ(ｆ)・Ｐ(t)と第４フィルタ１４の出力信号Ｇ(ｆ)・Ｎ(t)の和を右チャンネル信号Ｒ(t)として出力する。
右チャンネル信号Ｒ(t)は、右アンプ１６Ｒで増幅され、右スピーカ１７Ｒから音声出力される。 The right adder 15R uses the sum of the output signals H (f) · P (t) of the second filter 12 and the output signals G (f) · N (t) of the fourth filter 14 as the right channel signal R (t). Output.
The right channel signal R (t) is amplified by the right amplifier 16R and output as sound from the right speaker 17R.

図３の（ａ）に示すように正の周波数成分Ｐ(t)が周波数ｆｓ／２で信号強度１であり、図３の（ｂ）に示すように負の周波数成分Ｎ(t)が０である場合を想定する。
図４の（ａ）に示すように第１フィルタ１１の出力信号Ｇ(ｆ)・Ｐ(t)は周波数ｆｓ／２で信号強度０．７５になる。
図４の（ｂ）に示すように第２フィルタ１２の出力信号Ｈ(ｆ)・Ｐ(t)は周波数ｆｓ／２で信号強度０．２５になる。
図４の（ｃ）（ｄ）に示すように第３フィルタ１３の出力信号Ｈ(ｆ)・Ｎ(t)および第４フィルタ１３の出力信号Ｇ(ｆ)・Ｎ(t)は０なる。
図５の（ａ）に示すように左加算器１５Ｌの出力信号Ｌ(t)は周波数ｆｓ／２で信号強度０．７５になる。
図５の（ｂ）に示すように右加算器１５Ｒの出力信号Ｒ(t)は周波数ｆｓ／２で信号強度０．２５になる。
この結果、図６に示すように、操作者の正面位置と左スピーカ位置の中間位置から周波数ｆｓ／２のドプラ音が聞こえる感じになる。
なお、図６に示すように、正の周波数成分Ｐ(t)の周波数ｆが所定の周波数ｆｓ以上の場合は左スピーカ位置からドプラ音が聞こえ、正の周波数成分Ｐ(t)の周波数ｆが所定の周波数ｆｓから周波数０の間の場合は操作者の正面位置と左スピーカ位置の中間位置であって且つ周波数ｆが小さいほど正面位置に近い位置からドプラ音が聞こえる感じになる。 As shown in FIG. 3 (a), the positive frequency component P (t) is the signal intensity 1 at the frequency fs / 2, and the negative frequency component N (t) is 0 as shown in FIG. 3 (b). Assuming that
As shown in FIG. 4A, the output signal G (f) · P (t) of the first filter 11 has a signal strength of 0.75 at the frequency fs / 2.
As shown in FIG. 4B, the output signal H (f) · P (t) of the second filter 12 has a signal intensity of 0.25 at the frequency fs / 2.
As shown in FIGS. 4C and 4D, the output signals H (f) · N (t) of the third filter 13 and the output signals G (f) · N (t) of the fourth filter 13 are zero.
As shown in FIG. 5A, the output signal L (t) of the left adder 15L has a signal strength of 0.75 at the frequency fs / 2.
As shown in FIG. 5B, the output signal R (t) of the right adder 15R has a signal strength of 0.25 at the frequency fs / 2.
As a result, as shown in FIG. 6, a Doppler sound with a frequency fs / 2 can be heard from an intermediate position between the front position of the operator and the left speaker position.
As shown in FIG. 6, when the frequency f of the positive frequency component P (t) is equal to or higher than the predetermined frequency fs, a Doppler sound is heard from the left speaker position, and the frequency f of the positive frequency component P (t) is When the frequency is between the predetermined frequency fs and the frequency 0, the Doppler sound can be heard from a position closer to the front position as the frequency f is lower and the intermediate position between the front position of the operator and the left speaker position.

図７の（ａ）に示すように正の周波数成分Ｐ(t)が０であり、図７の（ｂ）に示すように負の周波数成分Ｎ(t)が周波数ｆｓ／２で信号強度１である場合を想定する。
図８の（ａ）（ｂ）に示すように第１フィルタ１１の出力信号Ｇ(ｆ)・Ｐ(t)および第２フィルタ１２の出力信号Ｈ(ｆ)・Ｐ(t)は０なる。
図８の（ｃ）に示すように第３フィルタ１３の出力信号Ｈ(ｆ)・Ｎ(t)は周波数ｆｓ／２で信号強度０．２５になる。
図８の（ｄ）に示すように第４フィルタ１４の出力信号Ｈ(ｆ)・Ｎ(t)は周波数ｆｓ／２で信号強度０．７５になる。
図９の（ａ）に示すように左加算器１５Ｌの出力信号Ｌ(t)は周波数ｆｓ／２で信号強度０．２５になる。
図９の（ｂ）に示すように右加算器１５Ｒの出力信号Ｒ(t)は周波数ｆｓ／２で信号強度０．７５になる。
この結果、図１０に示すように、操作者の正面位置と右スピーカ位置の中間位置から周波数ｆｓ／２のドプラ音が聞こえる感じになる。
なお、図１０に示すように、負の周波数成分Ｎ(t)の周波数ｆが所定の周波数ｆｓ以上の場合は右スピーカ位置からドプラ音が聞こえ、負の周波数成分Ｎ(t)の周波数ｆが所定の周波数ｆｓから周波数０の間の場合は操作者の正面位置と右スピーカ位置の中間位置であって且つ周波数ｆが小さいほど正面位置に近い位置からドプラ音が聞こえる感じになる。 As shown in FIG. 7A, the positive frequency component P (t) is 0, and as shown in FIG. 7B, the negative frequency component N (t) is the frequency fs / 2 and the signal intensity is 1. Assuming that
As shown in FIGS. 8A and 8B, the output signal G (f) · P (t) of the first filter 11 and the output signal H (f) · P (t) of the second filter 12 become zero.
As shown in FIG. 8C, the output signal H (f) · N (t) of the third filter 13 has a signal intensity of 0.25 at the frequency fs / 2.
As shown in FIG. 8D, the output signal H (f) · N (t) of the fourth filter 14 has a signal intensity of 0.75 at the frequency fs / 2.
As shown in FIG. 9A, the output signal L (t) of the left adder 15L has a signal strength of 0.25 at the frequency fs / 2.
As shown in FIG. 9B, the output signal R (t) of the right adder 15R has a signal strength of 0.75 at the frequency fs / 2.
As a result, as shown in FIG. 10, a Doppler sound having a frequency fs / 2 can be heard from an intermediate position between the front position of the operator and the right speaker position.
As shown in FIG. 10, when the frequency f of the negative frequency component N (t) is equal to or higher than the predetermined frequency fs, a Doppler sound is heard from the right speaker position, and the frequency f of the negative frequency component N (t) is When the frequency is between the predetermined frequency fs and the frequency 0, the Doppler sound can be heard from a position that is intermediate between the front position of the operator and the right speaker position and closer to the front position as the frequency f is smaller.

図１１の（ａ）に示すように正の周波数成分Ｐ(t)が周波数０から周波数２・ｆｓまで分布しており、図１１の（ｂ）に示すように負の周波数成分Ｎ(t)が周波数０から周波数ｆｓまで分布している場合を想定する。
図１２の（ａ）〜（ｄ）に示すように各フィルタ１１〜１４の出力信号も分布型となる。
図１３の（ａ）（ｂ）に示すように左加算器１５Ｌの出力信号Ｌ(t)および右加算器１５Ｒの出力信号Ｒ(t)も分布型になる。
この結果、操作者の左スピーカ位置から右スピーカ位置まで音源が分布して聞こえる感じになる。 As shown in FIG. 11A, the positive frequency component P (t) is distributed from the frequency 0 to the frequency 2 · fs, and as shown in FIG. 11B, the negative frequency component N (t). Is assumed to be distributed from frequency 0 to frequency fs.
As shown in FIGS. 12A to 12D, the output signals of the filters 11 to 14 are also distributed.
As shown in FIGS. 13A and 13B, the output signal L (t) of the left adder 15L and the output signal R (t) of the right adder 15R are also distributed.
As a result, the sound source is distributed and heard from the left speaker position to the right speaker position of the operator.

実施例１の超音波診断装置１００によれば、ドプラ信号の周波数ｆに応じて音量比｜Ｌ(ｔ)｜：｜Ｒ(ｔ)｜を多段階または連続的に変化させるので、例えば図２０に示すような血流を想定した場合、音源が滑らかに移動しているように聞こえ、空間的広がりが自然に感じられ、聞きやすくなる。   According to the ultrasonic diagnostic apparatus 100 of the first embodiment, the volume ratio | L (t) |: | R (t) | is changed in multiple steps or continuously according to the frequency f of the Doppler signal. When the blood flow as shown in FIG. 4 is assumed, the sound source seems to move smoothly, and the spatial spread is naturally felt and easy to hear.

−実施例２−
図１４は、実施例２に係る超音波診断装置２００を示すブロック図である。
この超音波診断装置２００において、プローブ１および送受信回路２は、超音波パルスを被検体内に送波し、被検体からの超音波エコーを受信し、超音波エコー信号を直交検波部４およびＢモード処理部８に送る。 -Example 2-
FIG. 14 is a block diagram illustrating the ultrasonic diagnostic apparatus 200 according to the second embodiment.
In the ultrasonic diagnostic apparatus 200, the probe 1 and the transmission / reception circuit 2 transmit ultrasonic pulses into the subject, receive ultrasonic echoes from the subject, and convert the ultrasonic echo signals into the quadrature detection units 4 and B. The data is sent to the mode processing unit 8.

直交検波部４は、超音波エコー信号からドプラ信号のＩ成分Ｉ(ｔ)，Ｑ成分Ｑ(ｔ)を抽出し、デジタルデータのＩ(ｔ)，Ｑ(ｔ)をＦＦＴ部５へ出力する。   The quadrature detection unit 4 extracts the I component I (t) and Q component Q (t) of the Doppler signal from the ultrasonic echo signal, and outputs the digital data I (t) and Q (t) to the FFT unit 5. .

ＦＦＴ部５は、ドプラ信号Ｉ(ｔ)，Ｑ(ｔ)から正の周波数成分Ｐ(ｆ)と負の周波数成分Ｎ(ｆ)のスペクトラムを作成し、ＤＳＣ６および音声演算部２０へ出力する。正の周波数成分Ｐ(ｆ)は、ドプラ信号の正の周波数成分に相当し、プローブ１に近づく血流に基づくドプラ信号であり、血流が速いほど周波数ｆが高くなっている。負の周波数成分Ｎ(ｆ)は、ドプラ信号の負の周波数成分に相当し、プローブ１から遠ざかる血流に基づくドプラ信号であり、血流が速いほど周波数ｆが高くなっている。
ＤＳＣ６は、スペクトルからソノグラム画像を生成する。
ディスプレイ７は、ソノグラム画像を表示する。 The FFT unit 5 creates a spectrum of a positive frequency component P (f) and a negative frequency component N (f) from the Doppler signals I (t) and Q (t), and outputs the spectrum to the DSC 6 and the sound calculation unit 20. The positive frequency component P (f) corresponds to the positive frequency component of the Doppler signal and is a Doppler signal based on the blood flow approaching the probe 1, and the frequency f is higher as the blood flow is faster. The negative frequency component N (f) corresponds to the negative frequency component of the Doppler signal, and is a Doppler signal based on blood flow away from the probe 1. The frequency f increases as the blood flow increases.
The DSC 6 generates a sonogram image from the spectrum.
The display 7 displays a sonogram image.

Ｂモード処理部８は、超音波エコー信号からＢモード情報を抽出し、ＤＳＣ６へ出力する。
ＤＳＣ６は、Ｂモード情報からＢモード画像を生成する。
ディスプレイ７は、Ｂモード画像を表示する。 The B mode processing unit 8 extracts B mode information from the ultrasonic echo signal and outputs the B mode information to the DSC 6.
The DSC 6 generates a B mode image from the B mode information.
The display 7 displays a B mode image.

音声演算部２０は、次の演算処理により、音量比を調節した左チャンネル信号のデジタル値Ｌ’(t)および右チャンネル信号のデジタル値Ｒ’(t)を出力する。
Ｌ’(t)＝IFFT{Ｇ(ｆ)・Ｐ(ｆ)＋Ｈ(ｆ)・Ｎ(ｆ)}
Ｒ’(t)＝IFFT{Ｇ(ｆ)・Ｎ(ｆ)＋Ｈ(ｆ)・Ｐ(ｆ)}
なお、IFFT{}は、逆フーリエ変換演算を表す。
上式の演算は、実施例１における時間軸上の処理を周波数軸上で行ったものである。 The sound calculation unit 20 outputs the digital value L ′ (t) of the left channel signal and the digital value R ′ (t) of the right channel signal with the volume ratio adjusted by the following calculation process.
L ′ (t) = IFFT {G (f) · P (f) + H (f) · N (f)}
R ′ (t) = IFFT {G (f) · N (f) + H (f) · P (f)}
IFFT {} represents an inverse Fourier transform operation.
The calculation of the above formula is obtained by performing the processing on the time axis in the first embodiment on the frequency axis.

左チャンネル信号のデジタル値Ｌ’(t)は、Ｄ／Ａ変換器２１Ｌによりアナログ量の左チャンネル信号Ｌ(t)に変換される。
右チャンネル信号のデジタル値Ｒ’(t)は、Ｄ／Ａ変換器２１Ｒによりアナログ量の右チャンネル信号Ｒ(t)に変換される。 The digital value L ′ (t) of the left channel signal is converted into an analog left channel signal L (t) by the D / A converter 21L.
The digital value R ′ (t) of the right channel signal is converted to an analog right channel signal R (t) by the D / A converter 21R.

左チャンネル信号Ｌ(t)は、左アンプ１６Ｌで増幅され、左スピーカ１７Ｌから音声出力される。
右チャンネル信号Ｒ(t)は、右アンプ１６Ｒで増幅され、右スピーカ１７Ｒから音声出力される。 The left channel signal L (t) is amplified by the left amplifier 16L and output as sound from the left speaker 17L.
The right channel signal R (t) is amplified by the right amplifier 16R and output as sound from the right speaker 17R.

音声演算部２０として演算回路を用いれば、連続的な音量比および位相遅れの調節が可能になるが、構成が複雑になる。
一方、音声演算部２０として、正の周波数成分Ｐ(ｆ)のデジタル値と負の周波数成分Ｎ(ｆ)のデジタル値をアドレス入力とし、左チャンネル信号のデジタル値Ｌ’(t)および右チャンネル信号のデジタル値Ｒ’(t)をデータ出力するように予めデジタル値を記憶させたＲＯＭ（Read Only Memory）を用いれば、段階的な音量比の調節になるが、構成が簡単になる。 If an arithmetic circuit is used as the sound arithmetic unit 20, continuous volume ratio and phase delay can be adjusted, but the configuration becomes complicated.
On the other hand, as the voice calculation unit 20, the digital value of the positive frequency component P (f) and the digital value of the negative frequency component N (f) are input as addresses, and the digital value L ′ (t) of the left channel signal and the right channel If a ROM (Read Only Memory) in which digital values are stored in advance so as to output the digital value R ′ (t) of the signal is used, the volume ratio is adjusted stepwise, but the configuration is simplified.

実施例２の超音波診断装置２００によれば、ドプラ信号の周波数ｆに応じて音量比｜Ｌ(ｔ)｜：｜Ｒ(ｔ)｜を多段階または連続的に変化させるので、例えば図２０に示すような血流を想定した場合、音源が滑らかに移動しているように聞こえ、空間的広がりが自然に感じられ、聞きやすくなる。   According to the ultrasonic diagnostic apparatus 200 of the second embodiment, the volume ratio | L (t) |: | R (t) | is changed in multiple steps or continuously according to the frequency f of the Doppler signal. When the blood flow as shown in FIG. 4 is assumed, the sound source seems to move smoothly, and the spatial spread is naturally felt and easy to hear.

−実施例３−
図１５は、実施例３に係る超音波診断装置３００を示すブロック図である。
この超音波診断装置３００において、プローブ１および送受信回路２は、超音波パルスを被検体内に送波し、被検体からの超音波エコーを受信し、超音波エコー信号を直交検波部４およびＢモード処理部８に送る。 -Example 3-
FIG. 15 is a block diagram illustrating an ultrasonic diagnostic apparatus 300 according to the third embodiment.
In this ultrasonic diagnostic apparatus 300, the probe 1 and the transmission / reception circuit 2 transmit ultrasonic pulses into the subject, receive ultrasonic echoes from the subject, and convert the ultrasonic echo signals into the quadrature detection units 4 and B. The data is sent to the mode processing unit 8.

直交検波部４は、超音波エコー信号からドプラ信号のＩ成分Ｉ(ｔ)，Ｑ成分Ｑ(ｔ)を抽出し、デジタルデータのＩ(ｔ)，Ｑ(ｔ)をＦＦＴ部５へ出力する。   The quadrature detection unit 4 extracts the I component I (t) and Q component Q (t) of the Doppler signal from the ultrasonic echo signal, and outputs the digital data I (t) and Q (t) to the FFT unit 5. .

ＦＦＴ部５は、ドプラ信号Ｉ(ｔ)，Ｑ(ｔ)から正の周波数成分Ｐ(ｆ)と負の周波数成分Ｎ(ｆ)のスペクトラムを作成し、ＤＳＣ６および音声演算部３０へ出力する。正の周波数成分Ｐ(ｆ)は、ドプラ信号の正の周波数成分に相当し、プローブ１に近づく血流に基づくドプラ信号であり、血流が速いほど周波数ｆが高くなっている。負の周波数成分Ｎ(ｆ)は、ドプラ信号の負の周波数成分に相当し、プローブ１から遠ざかる血流に基づくドプラ信号であり、血流が速いほど周波数ｆが高くなっている。
ＤＳＣ６は、スペクトルからソノグラム画像を生成する。
ディスプレイ７は、ソノグラム画像を表示する。 The FFT unit 5 creates a spectrum of a positive frequency component P (f) and a negative frequency component N (f) from the Doppler signals I (t) and Q (t), and outputs the spectrum to the DSC 6 and the sound calculation unit 30. The positive frequency component P (f) corresponds to the positive frequency component of the Doppler signal and is a Doppler signal based on the blood flow approaching the probe 1, and the frequency f is higher as the blood flow is faster. The negative frequency component N (f) corresponds to the negative frequency component of the Doppler signal, and is a Doppler signal based on blood flow away from the probe 1. The frequency f increases as the blood flow increases.
The DSC 6 generates a sonogram image from the spectrum.
The display 7 displays a sonogram image.

Ｂモード処理部８は、超音波エコー信号からＢモード情報を抽出し、ＤＳＣ６へ出力する。
ＤＳＣ６は、Ｂモード情報からＢモード画像を生成する。
ディスプレイ７は、Ｂモード画像を表示する。 The B mode processing unit 8 extracts B mode information from the ultrasonic echo signal and outputs the B mode information to the DSC 6.
The DSC 6 generates a B mode image from the B mode information.
The display 7 displays a B mode image.

音声演算部３０は、次の演算処理により、音量比を調節した左チャンネル信号のデジタル値Ｌ’(t)および右チャンネル信号のデジタル値Ｒ’(t)を出力する。
Ｄ’(t)＝IFFT{[Ｇ(f)・Ｐ(f)＋Ｈ(f)・Ｎ(f)]
＋[Ｇ(f)・Ｐ(-f)＋Ｈ(f)・Ｎ(-f)]
＋[Ｇ(f)・Ｎ(-f)＋Ｈ(f)・Ｐ(-f)]
＋[Conj{Ｇ(f)・Ｎ(f)＋Ｈ(f)・Ｐ(f)}]}
Ｌ’(t)＝Real{Ｄ’(ｔ)}
Ｒ’(t)＝Imag{Ｄ’(ｔ)}
なお、Conj{}は、共役数に変換する演算を表す。Real{}は、実数部を取り出す演算を表す。Imag{}は、虚数部を取り出す演算を表す。また、Ｇ(f)，Ｈ(f)における周波数ｆは正負の値をとる。Ｐ(f)，Ｎ(f)，Ｐ(-f)，Ｎ(-f)における周波数ｆは正の値だけをとる。
上式の演算は、実施例２と結果的に等価であるが、逆フーリエ変換が１回で済む利点がある。 The sound calculation unit 30 outputs the digital value L ′ (t) of the left channel signal and the digital value R ′ (t) of the right channel signal with the volume ratio adjusted by the following calculation process.
D ′ (t) = IFFT {[G (f) · P (f) + H (f) · N (f)]
+ [G (f) · P (-f) + H (f) · N (-f)]
+ [G (f) · N (-f) + H (f) · P (-f)]
+ [Conj {G (f) · N (f) + H (f) · P (f)}]}
L ′ (t) = Real {D ′ (t)}
R ′ (t) = Imag {D ′ (t)}
Note that Conj {} represents an operation for conversion to a conjugate number. Real {} represents an operation for extracting a real part. Imag {} represents an operation for extracting the imaginary part. Further, the frequency f in G (f) and H (f) takes positive and negative values. The frequency f in P (f), N (f), P (-f), and N (-f) takes only a positive value.
The calculation of the above formula is equivalent to the second embodiment as a result, but there is an advantage that only one inverse Fourier transform is required.

左チャンネル信号のデジタル値Ｌ’(t)は、Ｄ／Ａ変換器２１Ｌによりアナログ量の左チャンネル信号Ｌ(t)に変換される。
右チャンネル信号のデジタル値Ｒ’(t)は、Ｄ／Ａ変換器２１Ｒによりアナログ量の右チャンネル信号Ｒ(t)に変換される。 The digital value L ′ (t) of the left channel signal is converted into an analog left channel signal L (t) by the D / A converter 21L.
The digital value R ′ (t) of the right channel signal is converted to an analog right channel signal R (t) by the D / A converter 21R.

左チャンネル信号Ｌ(t)は、左アンプ１６Ｌで増幅され、左スピーカ１７Ｌから音声出力される。
右チャンネル信号Ｒ(t)は、右アンプ１６Ｒで増幅され、右スピーカ１７Ｒから音声出力される。 The left channel signal L (t) is amplified by the left amplifier 16L and output as sound from the left speaker 17L.
The right channel signal R (t) is amplified by the right amplifier 16R and output as sound from the right speaker 17R.

音声演算部３０として演算回路を用いれば、連続的な音量比および位相遅れの調節が可能になるが、構成が複雑になる。
一方、音声演算部３０として、正の周波数成分Ｐ(ｆ)のデジタル値と負の周波数成分Ｎ(ｆ)のデジタル値をアドレス入力とし、左チャンネル信号のデジタル値Ｌ’(t)および右チャンネル信号のデジタル値Ｒ’(t)をデータ出力するように予めデジタル値を記憶させたＲＯＭを用いれば、段階的な音量比の調節になるが、構成が簡単になる。 If an arithmetic circuit is used as the audio arithmetic unit 30, continuous volume ratio and phase delay can be adjusted, but the configuration becomes complicated.
On the other hand, as the voice calculation unit 30, the digital value of the positive frequency component P (f) and the digital value of the negative frequency component N (f) are input as addresses, and the digital value L ′ (t) of the left channel signal and the right channel If a ROM in which digital values are stored in advance so as to output the digital value R ′ (t) of the signal is used, the volume ratio is adjusted stepwise, but the configuration is simplified.

実施例３の超音波診断装置３００によれば、ドプラ信号の周波数ｆに応じて音量比｜Ｌ(ｔ)｜：｜Ｒ(ｔ)｜を多段階または連続的に変化させるので、例えば図２０に示すような血流を想定した場合、音源が滑らかに移動しているように聞こえ、空間的広がりが自然に感じられ、聞きやすくなる。   According to the ultrasonic diagnostic apparatus 300 of the third embodiment, the volume ratio | L (t) |: | R (t) | is changed in multiple steps or continuously according to the frequency f of the Doppler signal. When the blood flow as shown in FIG. 4 is assumed, the sound source seems to move smoothly, and the spatial spread is naturally felt and easy to hear.

−実施例４−
図１６は、実施例４に係る超音波診断装置４００を示すブロック図である。
この超音波診断装置４００において、プローブ１および送受信回路２は、超音波パルスを被検体内に送波し、被検体からの超音波エコーを受信し、超音波エコー信号を直交検波部４およびＢモード処理部８に送る。 Example 4
FIG. 16 is a block diagram illustrating an ultrasonic diagnostic apparatus 400 according to the fourth embodiment.
In this ultrasonic diagnostic apparatus 400, the probe 1 and the transmission / reception circuit 2 transmit an ultrasonic pulse into the subject, receive an ultrasonic echo from the subject, and convert the ultrasonic echo signal into the quadrature detection unit 4 and the B The data is sent to the mode processing unit 8.

直交検波部４は、超音波エコー信号からドプラ信号のＩ成分Ｉ(ｔ)，Ｑ成分Ｑ(ｔ)を抽出し、デジタルデータのＩ(ｔ)，Ｑ(ｔ)をＦＦＴ部５へ出力する。   The quadrature detection unit 4 extracts the I component I (t) and Q component Q (t) of the Doppler signal from the ultrasonic echo signal, and outputs the digital data I (t) and Q (t) to the FFT unit 5. .

ＦＦＴ部５は、ドプラ信号Ｉ(ｔ)，Ｑ(ｔ)から正の周波数成分Ｐ(ｆ)と負の周波数成分Ｎ(ｆ)のスペクトラムを作成し、ＤＳＣ６および音声演算部４０へ出力する。正の周波数成分Ｐ(ｆ)は、ドプラ信号の正の周波数成分に相当し、プローブ１に近づく血流に基づくドプラ信号であり、血流が速いほど周波数ｆが高くなっている。負の周波数成分Ｎ(ｆ)は、ドプラ信号の負の周波数成分に相当し、プローブ１から遠ざかる血流に基づくドプラ信号であり、血流が速いほど周波数ｆが高くなっている。
ＤＳＣ６は、スペクトルからソノグラム画像を生成する。
ディスプレイ７は、ソノグラム画像を表示する。 The FFT unit 5 creates a spectrum of a positive frequency component P (f) and a negative frequency component N (f) from the Doppler signals I (t) and Q (t), and outputs the spectrum to the DSC 6 and the sound calculation unit 40. The positive frequency component P (f) corresponds to the positive frequency component of the Doppler signal and is a Doppler signal based on the blood flow approaching the probe 1, and the frequency f is higher as the blood flow is faster. The negative frequency component N (f) corresponds to the negative frequency component of the Doppler signal, and is a Doppler signal based on blood flow away from the probe 1. The frequency f increases as the blood flow increases.
The DSC 6 generates a sonogram image from the spectrum.
The display 7 displays a sonogram image.

Ｂモード処理部８は、超音波エコー信号からＢモード情報を抽出し、ＤＳＣ６へ出力する。
ＤＳＣ６は、Ｂモード情報からＢモード画像を生成する。
ディスプレイ７は、Ｂモード画像を表示する。 The B mode processing unit 8 extracts B mode information from the ultrasonic echo signal and outputs the B mode information to the DSC 6.
The DSC 6 generates a B mode image from the B mode information.
The display 7 displays a B mode image.

音声演算部４０は、例えば図１７の（ａ）に示すように、正の周波数成分Ｐ(ｆ)の周波数ｆが所定の周波数ｆｐ（例えば１ｋＨｚ〜２ｋＨｚ）以上であるドプラ信号に対しては位相遅れφをπとし、所定の周波数ｆｐから０の間であるドプラ信号に対しては位相遅れφをπから０の間で連続的に又は多段階に変化させた周波数成分Ｐ’(ｆ)を作成する。また、図１７の（ｂ）に示すように、負の周波数成分Ｎ(ｆ)の周波数ｆが所定の周波数ｆｐ以上であるドプラ信号に対しては位相遅れφを−πとし、所定の周波数ｆｐから０の間であるドプラ信号に対しては位相遅れφを−πから０の間で連続的に又は多段階に変化させた周波数成分Ｎ’(ｆ)を作成する。
次に、周波数成分Ｐ(ｆ)と周波数成分Ｎ’(ｆ)とを加算し、それに逆フーリエ変換を施して左チャンネル信号のデジタル値Ｌ’(t)を作成する。
また、周波数成分Ｎ(ｆ)と周波数成分Ｐ’(ｆ)とを加算し、それに逆フーリエ変換を施して右チャンネル信号のデジタル値Ｒ’(t)を作成する。 For example, as shown in FIG. 17 (a), the voice calculation unit 40 performs phase adjustment for a Doppler signal in which the frequency f of the positive frequency component P (f) is equal to or higher than a predetermined frequency fp (for example, 1 kHz to 2 kHz). For a Doppler signal having a delay φ of π and a predetermined frequency fp to 0, a frequency component P ′ (f) obtained by changing the phase delay φ from π to 0 continuously or in multiple stages is obtained. create. Further, as shown in FIG. 17B, for a Doppler signal in which the frequency f of the negative frequency component N (f) is equal to or higher than the predetermined frequency fp, the phase delay φ is set to −π, and the predetermined frequency fp is set. For a Doppler signal that is between 0 and 0, a frequency component N ′ (f) is created by changing the phase delay φ continuously between −π and 0 or in multiple stages.
Next, the frequency component P (f) and the frequency component N ′ (f) are added, and an inverse Fourier transform is applied thereto to create a digital value L ′ (t) of the left channel signal.
Further, the frequency component N (f) and the frequency component P ′ (f) are added, and inverse Fourier transform is performed on the sum to create a digital value R ′ (t) of the right channel signal.

左チャンネル信号のデジタル値Ｌ’(t)は、Ｄ／Ａ変換器２１Ｌによりアナログ量の左チャンネル信号Ｌ(t)に変換される。
右チャンネル信号のデジタル値Ｒ’(t)は、Ｄ／Ａ変換器２１Ｒによりアナログ量の右チャンネル信号Ｒ(t)に変換される。 The digital value L ′ (t) of the left channel signal is converted into an analog left channel signal L (t) by the D / A converter 21L.
The digital value R ′ (t) of the right channel signal is converted to an analog right channel signal R (t) by the D / A converter 21R.

左チャンネル信号Ｌ(t)は、左アンプ１６Ｌで増幅され、左スピーカ１７Ｌから音声出力される。
右チャンネル信号Ｒ(t)は、右アンプ１６Ｒで増幅され、右スピーカ１７Ｒから音声出力される。 The left channel signal L (t) is amplified by the left amplifier 16L and output as sound from the left speaker 17L.
The right channel signal R (t) is amplified by the right amplifier 16R and output as sound from the right speaker 17R.

なお、正の周波数成分Ｐ(ｆ)の周波数ｆが所定の周波数ｆｐ以上であるドプラ信号に対して図１７の（ａ）に二点鎖線で示すように位相遅れφを変化させてもよい。また、負の周波数成分Ｎ(ｆ)の周波数ｆが所定の周波数ｆｐ以上であるドプラ信号に対して図１７の（ｂ）に二点鎖線で示すように位相遅れφを変化させてもよい。   Note that the phase delay φ may be changed as indicated by a two-dot chain line in FIG. 17A for a Doppler signal in which the frequency f of the positive frequency component P (f) is equal to or higher than the predetermined frequency fp. Alternatively, the phase delay φ may be changed as indicated by a two-dot chain line in FIG. 17B for a Doppler signal in which the frequency f of the negative frequency component N (f) is equal to or higher than the predetermined frequency fp.

音声演算部４０として演算回路を用いれば、連続的な音量比および位相遅れの調節が可能になるが、構成が複雑になる。
一方、音声演算部４０として、正の周波数成分Ｐ(ｆ)のデジタル値と負の周波数成分Ｎ(ｆ)のデジタル値をアドレス入力とし、左チャンネル信号のデジタル値Ｌ’(t)および右チャンネル信号のデジタル値Ｒ’(t)をデータ出力するように予めデジタル値を記憶させたＲＯＭを用いれば、段階的な位相遅れφの調節になるが、構成が簡単になる。 If an arithmetic circuit is used as the voice arithmetic unit 40, it is possible to continuously adjust the volume ratio and the phase delay, but the configuration becomes complicated.
On the other hand, as the voice calculation unit 40, the digital value of the positive frequency component P (f) and the digital value of the negative frequency component N (f) are input as addresses, and the digital value L ′ (t) of the left channel signal and the right channel If a ROM in which digital values are stored in advance so as to output the digital value R ′ (t) of the signal is used, the phase delay φ is adjusted stepwise, but the configuration is simplified.

実施例４の超音波診断装置４００によれば、ドプラ信号の周波数ｆに応じて左音声と右音声の位相差を多段階または連続的に変化させるので、例えば図２０に示すような血流を想定した場合、音源が滑らかに移動しているように聞こえ、空間的広がりが自然に感じられ、聞きやすくなる。   According to the ultrasonic diagnostic apparatus 400 of the fourth embodiment, the phase difference between the left sound and the right sound is changed in multiple steps or continuously in accordance with the frequency f of the Doppler signal. Assuming that the sound source is moving smoothly, the spatial expanse feels natural and is easy to hear.

−実施例５−
図１８は、実施例５に係る超音波診断装置５００を示すブロック図である。
この超音波診断装置５００において、プローブ１および送受信回路２は、超音波パルスを被検体内に送波し、被検体からの超音波エコーを受信し、超音波エコー信号を直交検波部４およびＢモード処理部８に送る。 -Example 5
FIG. 18 is a block diagram illustrating an ultrasonic diagnostic apparatus 500 according to the fifth embodiment.
In this ultrasonic diagnostic apparatus 500, the probe 1 and the transmission / reception circuit 2 transmit ultrasonic pulses into the subject, receive ultrasonic echoes from the subject, and convert the ultrasonic echo signals into the quadrature detection units 4 and B. The data is sent to the mode processing unit 8.

直交検波部４は、超音波エコー信号からドプラ信号のＩ成分Ｉ(ｔ)，Ｑ成分Ｑ(ｔ)を抽出し、デジタルデータのＩ(ｔ)，Ｑ(ｔ)をＦＦＴ部５へ出力する。   The quadrature detection unit 4 extracts the I component I (t) and Q component Q (t) of the Doppler signal from the ultrasonic echo signal, and outputs the digital data I (t) and Q (t) to the FFT unit 5. .

ＦＦＴ部５は、ドプラ信号Ｉ(ｔ)，Ｑ(ｔ)から正の周波数成分Ｐ(ｆ)と負の周波数成分Ｎ(ｆ)を作成し、ＤＳＣ６および音声演算部５０へ出力する。正の周波数成分Ｐ(ｆ)は、ドプラ信号の正の周波数成分に相当し、プローブ１に近づく血流に基づくドプラ信号であり、血流が速いほど周波数ｆが高くなっている。負の周波数成分Ｎ(ｆ)は、ドプラ信号の負の周波数成分に相当し、プローブ１から遠ざかる血流に基づくドプラ信号であり、血流が速いほど周波数ｆが高くなっている。
ＤＳＣ６は、スペクトルからソノグラム画像を生成する。
ディスプレイ７は、ソノグラム画像を表示する。 The FFT unit 5 creates a positive frequency component P (f) and a negative frequency component N (f) from the Doppler signals I (t) and Q (t), and outputs them to the DSC 6 and the voice calculation unit 50. The positive frequency component P (f) corresponds to the positive frequency component of the Doppler signal and is a Doppler signal based on the blood flow approaching the probe 1, and the frequency f is higher as the blood flow is faster. The negative frequency component N (f) corresponds to the negative frequency component of the Doppler signal, and is a Doppler signal based on blood flow away from the probe 1. The frequency f increases as the blood flow increases.
The DSC 6 generates a sonogram image from the spectrum.
The display 7 displays a sonogram image.

Ｂモード処理部８は、超音波エコー信号からＢモード情報を抽出し、ＤＳＣ６へ出力する。
ＤＳＣ６は、Ｂモード情報からＢモード画像を生成する。
ディスプレイ７は、Ｂモード画像を表示する。 The B mode processing unit 8 extracts B mode information from the ultrasonic echo signal and outputs the B mode information to the DSC 6.
The DSC 6 generates a B mode image from the B mode information.
The display 7 displays a B mode image.

ＦＦＴ部５０は、ドプラ信号Ｉ(ｔ)，Ｑ(ｔ)から正の周波数成分Ｐ(ｆ)と負の周波数成分Ｎ(ｆ)を作成する。正の周波数成分Ｐ(ｆ)は、ドプラ信号の正の周波数成分に相当し、プローブ１に近づく血流に基づくドプラ信号であり、血流が速いほど周波数ｆが高くなっている。負の周波数成分Ｎ(ｆ)は、ドプラ信号の負の周波数成分に相当し、プローブ１から遠ざかる血流に基づくドプラ信号であり、血流が速いほど周波数ｆが高くなっている。
正の周波数成分Ｐ(ｆ)，Ｎ(ｆ)は、音声演算部５０に入力される。 The FFT unit 50 creates a positive frequency component P (f) and a negative frequency component N (f) from the Doppler signals I (t) and Q (t). The positive frequency component P (f) corresponds to the positive frequency component of the Doppler signal and is a Doppler signal based on the blood flow approaching the probe 1, and the frequency f is higher as the blood flow is faster. The negative frequency component N (f) corresponds to the negative frequency component of the Doppler signal, and is a Doppler signal based on blood flow away from the probe 1. The frequency f increases as the blood flow increases.
The positive frequency components P (f) and N (f) are input to the voice calculation unit 50.

音声演算部５０は、後述する処理により、正の周波数成分Ｐ(ｆ)のデジタル値と負の周波数成分Ｎ(ｆ)のデジタル値から大きさ及び位相を調節した左チャンネル信号のデジタル値Ｌ’(t)および右チャンネル信号のデジタル値Ｒ’(t)を出力する。   The sound calculation unit 50 performs the processing described later, and the digital value L ′ of the left channel signal whose magnitude and phase are adjusted from the digital value of the positive frequency component P (f) and the digital value of the negative frequency component N (f). (t) and the digital value R ′ (t) of the right channel signal are output.

左チャンネル信号のデジタル値Ｌ’(t)は、Ｄ／Ａ変換器２１Ｌによりアナログ量の左チャンネル信号Ｌ(t)に変換される。
右チャンネル信号のデジタル値Ｒ’(t)は、Ｄ／Ａ変換器２１Ｒによりアナログ量の右チャンネル信号Ｒ(t)に変換される。 The digital value L ′ (t) of the left channel signal is converted into an analog left channel signal L (t) by the D / A converter 21L.
The digital value R ′ (t) of the right channel signal is converted to an analog right channel signal R (t) by the D / A converter 21R.

左チャンネル信号Ｌ(t)は、左アンプ１６Ｌで増幅され、左スピーカ１７Ｌから音声出力される。
右チャンネル信号Ｒ(t)は、右アンプ１６Ｒで増幅され、右スピーカ１７Ｒから音声出力される。 The left channel signal L (t) is amplified by the left amplifier 16L and output as sound from the left speaker 17L.
The right channel signal R (t) is amplified by the right amplifier 16R and output as sound from the right speaker 17R.

図１９は、音声演算部５０における処理の原理を説明する図である。
ｘｙ座標の原点をＯとし、左スピーカ１７Ｌが座標（Ｘｍ，０）に設置され、右スピーカ１７Ｒが座標（−Ｘｍ，０）に設置され、操作者の左鼓膜が座標（Ｗ，Ｙ）に在り、操作者の右鼓膜が座標（−Ｗ，Ｙ）に在るものとする。例えばＸｍ＝３０［ｃｍ］、Ｗ＝７．５［ｃｍ］、Ｙ＝６０［ｃｍ］である。 FIG. 19 is a diagram for explaining the principle of processing in the voice calculation unit 50.
The origin of the xy coordinates is O, the left speaker 17L is installed at the coordinates (Xm, 0), the right speaker 17R is installed at the coordinates (−Xm, 0), and the left eardrum of the operator is at the coordinates (W, Y). Assume that the right eardrum of the operator is at the coordinates (−W, Y). For example, Xm = 30 [cm], W = 7.5 [cm], and Y = 60 [cm].

また、予め定めた周波数−距離変換関数をＸ＝Ｊ（ｆ）とする。
周波数−距離変換関数Ｘ＝Ｊ（ｆ）は、例えば図１９における曲線ａ，ｂ，ｃのような関数を選択可能である。例えば曲線ａの場合、
０≦ｆ＜ｆｓ ｘ＝Ｘｍ・ｆ／ｆｓ
ｆｓ≦ｆ ｘ＝Ｘｍ
になる。 A predetermined frequency-distance conversion function is set to X = J (f).
For the frequency-distance conversion function X = J (f), for example, functions such as curves a, b, and c in FIG. 19 can be selected. For example, for curve a:
0 ≦ f <fs x = Xm · f / fs
fs ≦ f x = Xm
become.

音声演算部５０は、正の周波数成分Ｐ(ｆ)の大きさ「０」でない各周波数ｆからＸ＝Ｊ(ｆ)により各距離ｘを求める。また、負の周波数成分Ｎ(ｆ)の大きさ「０」でない各周波数ｆからＸ＝−Ｊ(ｆ)により各距離ｘを求める。   The voice calculation unit 50 obtains each distance x from each frequency f that is not “0” in magnitude of the positive frequency component P (f) by X = J (f). Further, each distance x is obtained from X = −J (f) from each frequency f whose magnitude of the negative frequency component N (f) is not “0”.

次に、音声演算部５０は、正の周波数成分Ｐ(ｆ)の大きさ「０」でない各周波数ｆの左チャンネル信号Ｌ(ｆ)と右チャンネル信号Ｒ(ｆ)の音量比が、
０≦ｆ＜ｆｓ ｜Ｌ(ｆ)｜：｜Ｒ(ｆ)｜＝{(ｘ＋Ｗ)2＋Ｙ2}：{(ｘ−Ｗ)2＋Ｙ2}
ｆｓ≦ｆ ｜Ｌ(ｆ)｜：｜Ｒ(ｆ)｜＝１：０
となるように音量調節した左チャンネル信号Ｌ(ｆ)と右チャンネル信号Ｒ(ｆ)を作成する。
また、音声演算部５０は、負の周波数成分Ｎ(ｆ)の大きさ「０」でない各周波数ｆの左チャンネル信号Ｌ(ｆ)と右チャンネル信号Ｒ(ｆ)の音量比が、
０≦ｆ＜ｆｓ ｜Ｌ(ｆ)｜：｜Ｒ(ｆ)｜＝{(ｘ＋Ｗ)2＋Ｙ2}：{(ｘ−Ｗ)2＋Ｙ2}
ｆｓ≦ｆ ｜Ｌ(ｆ)｜：｜Ｒ(ｆ)｜＝０：１
となるように音量調節した左チャンネル信号Ｌ(ｆ)と右チャンネル信号Ｒ(ｆ)を作成する。
なお、上式の音量比は、疑似音源位置（ｘ，０）から操作者の左鼓膜までの距離Ｄｌと疑似音源位置（ｘ，０）から操作者の右鼓膜までの距離Ｄｒの逆比の２乗になっている。 Next, the sound calculation unit 50 determines that the volume ratio of the left channel signal L (f) and the right channel signal R (f) of each frequency f that is not the magnitude “0” of the positive frequency component P (f) is
0 ≦ f <fs | L (f) |: | R (f) | = {(x + W) 2 + Y 2 }: {(x−W) 2 + Y 2 }
fs ≦ f | L (f) |: | R (f) | = 1: 0
The left channel signal L (f) and the right channel signal R (f) whose volume is adjusted so that
Further, the sound calculation unit 50 has a volume ratio between the left channel signal L (f) and the right channel signal R (f) of each frequency f that is not the magnitude “0” of the negative frequency component N (f).
0 ≦ f <fs | L (f) |: | R (f) | = {(x + W) 2 + Y 2 }: {(x−W) 2 + Y 2 }
fs ≦ f | L (f) |: | R (f) | = 0: 1
The left channel signal L (f) and the right channel signal R (f) whose volume is adjusted so that
The volume ratio in the above equation is the inverse ratio of the distance Dl from the pseudo sound source position (x, 0) to the operator's left eardrum and the distance Dr from the pseudo sound source position (x, 0) to the operator's right ear drum. It is squared.

次に、音声演算部５０は、音量比の調節により正の周波数成分Ｐ(ｆ)から作成した左チャンネル信号Ｌ(ｆ)と負の周波数成分Ｎ(ｆ)から作成した左チャンネル信号Ｌ(ｆ)とを加算し、新たな左チャンネル信号Ｌ(ｆ)を作成する。また、音量比の調節により正の周波数成分Ｐ(ｆ)から作成した右チャンネル信号Ｒ(ｆ)と負の周波数成分Ｎ(ｆ)から作成した右チャンネル信号Ｒ(ｆ)とを加算し、新たな右チャンネル信号Ｒ(ｆ)を作成する。   Next, the sound calculation unit 50 adjusts the volume ratio to adjust the left channel signal L (f) created from the positive frequency component P (f) and the left channel signal L (f) created from the negative frequency component N (f). ) Are added to create a new left channel signal L (f). Further, the right channel signal R (f) created from the positive frequency component P (f) and the right channel signal R (f) created from the negative frequency component N (f) are added by adjusting the volume ratio, and a new one is added. A right channel signal R (f) is generated.

次に、音声演算部５０は、新たに作成した左チャンネル信号Ｌ(ｆ)に対する右チャンネル信号Ｒ(ｆ)の位相遅れφが、
φ＝2・π・f・(√{(Ｘ＋Ｗ)2＋Ｙ2}−√{(Ｘ−Ｗ)2＋Ｙ2})／34000
となるように左チャンネル信号Ｌ(ｆ)と右チャンネル信号Ｒ(ｆ)を位相調節する。
なお、上式の位相遅れφは、距離Ｄｌより距離Ｄｒが音速３４０００［ｃｍ］の波長の１／２だけ長くなるとπになる。 Next, the sound calculation unit 50 determines that the phase delay φ of the right channel signal R (f) with respect to the newly created left channel signal L (f) is
φ = 2 · π · f · (√ {(X + W) 2 + Y 2 } −√ {(X−W) 2 + Y 2 }) / 34000
The phase of the left channel signal L (f) and the right channel signal R (f) is adjusted so that
The phase delay φ in the above equation becomes π when the distance Dr is longer than the distance Dl by ½ of the wavelength of the sound speed of 34000 [cm].

最後に、音声演算部５０は、音量比および位相遅れを調節した各周波数ｆの左チャンネル信号Ｌ(ｆ)を逆ＦＦＴ演算して左チャンネル信号のデジタル値Ｌ’(ｔ)を求めて出力する。また、音量比および位相遅れを調節した各周波数ｆの右チャンネル信号Ｒ(ｆ)を逆ＦＦＴ演算して右チャンネル信号のデジタル値Ｒ’(ｔ)を求めて出力する。   Finally, the sound calculation unit 50 performs inverse FFT operation on the left channel signal L (f) of each frequency f with the volume ratio and phase delay adjusted, and obtains and outputs the digital value L ′ (t) of the left channel signal. . Also, the right channel signal R (f) of each frequency f with the volume ratio and phase delay adjusted is subjected to inverse FFT operation to obtain and output the digital value R ′ (t) of the right channel signal.

音声演算部５０として演算回路を用いれば、連続的な音量比および位相遅れの調節が可能になるが、構成が複雑になる。
一方、音声演算部５０として、正の周波数成分Ｐ(ｆ)のデジタル値と負の周波数成分Ｎ(ｆ)のデジタル値をアドレス入力とし、大きさ及び位相を調節した左チャンネル信号Ｌ(t)のデジタル値および右チャンネル信号Ｒ(t)のデジタル値をデータ出力するように予めデジタル値を記憶させたＲＯＭを用いれば、段階的な音量比および位相遅れφの調節になるが、構成が簡単になる。 If an arithmetic circuit is used as the audio arithmetic unit 50, it is possible to continuously adjust the volume ratio and the phase delay, but the configuration becomes complicated.
On the other hand, as the voice calculation unit 50, the digital value of the positive frequency component P (f) and the digital value of the negative frequency component N (f) are input as addresses, and the left channel signal L (t) adjusted in magnitude and phase. If a ROM in which digital values are stored in advance so as to output the digital value and the digital value of the right channel signal R (t) is used, the volume ratio and phase delay φ can be adjusted stepwise, but the configuration is simple become.

実施例５の超音波診断装置５００によれば、ドプラ信号の周波数ｆに応じて音量比および位相遅れφを多段階または連続的に変化させるので、例えば図２０に示すような血流を想定した場合、音源が滑らかに移動しているように聞こえ、空間的広がりが自然に感じられ、聞きやすくなる。   According to the ultrasonic diagnostic apparatus 500 of the fifth embodiment, the volume ratio and the phase delay φ are changed in multiple steps or continuously in accordance with the frequency f of the Doppler signal. For example, a blood flow as shown in FIG. 20 is assumed. In this case, the sound source sounds as if it is moving smoothly, and the spatial spread is felt naturally, making it easier to hear.

−実施例６−
上記実施例５において、音量比の調節または位相遅れの調節の一方だけとしてもよい。 -Example 6
In the fifth embodiment, only one of the volume ratio adjustment and the phase delay adjustment may be used.

−実施例７−
上記実施例５では、ｆｓ以上の高周波数帯域では位相遅れの調節だけになるが、例えば３．５ｋＨｚ以上の高周波数帯域では位相の変化を感じにくいとされているので（特許文献３の［００２６］）、例えば３．５ｋＨｚ以上の高周波数帯域では位相遅れの調節を止めてもよい。 -Example 7-
In the fifth embodiment, only the phase lag is adjusted in the high frequency band of fs or higher, but it is difficult to feel the phase change in, for example, the high frequency band of 3.5 kHz or higher ([0026 of Patent Document 3]. ]), For example, the adjustment of the phase delay may be stopped in a high frequency band of 3.5 kHz or more.

−実施例８−
例えば３００Ｈｚ以下の低周波数帯域では音源位置の変化を感じにくいとされているので（特許文献３の［００２６］）、例えば３００Ｈｚ以下の低周波数帯域での音量比の調節および位相遅れの調節の両方または一方を止めてもよい。 -Example 8-
For example, since it is considered difficult to sense a change in the sound source position in a low frequency band of 300 Hz or less (Patent Document 3 [0026]), for example, both volume ratio adjustment and phase delay adjustment in a low frequency band of 300 Hz or less. Or you may stop one side.

−実施例９−
実施例５において、パルス繰り返し周波数や検出した最大ドプラ周波数に応じて、周波数−距離変換関数Ｘ＝Ｊ（ｆ）を変更するようにしてもよい。 -Example 9-
In the fifth embodiment, the frequency-distance conversion function X = J (f) may be changed according to the pulse repetition frequency and the detected maximum Doppler frequency.

−実施例１０−
実施例５において、操作者の好みに応じて、周波数−距離変換関数Ｘ＝Ｊ（ｆ）を設定変更可能としてもよい。 -Example 10-
In the fifth embodiment, the frequency-distance conversion function X = J (f) may be set and changed according to the preference of the operator.

−実施例１１−
ヘッドフォンはスピーカと聞こえ方が異なるので、ヘッドフォンの場合はスピーカの場合と音量などを変更するのが好ましい。 -Example 11-
Since headphones are heard differently from speakers, it is preferable to change the volume and the like for headphones.

−実施例１２−
図１に示す構成において、フィルタ１１，１２，１３，１４に、周波数ｆに応じた位相シフト量だけ周波数特性Ｇ(ｆ)よりも周波数特性Ｈ(ｆ)で位相遅れを生じる位相特性を持たせる。
これにより、実施例５と同様の効果が得られる。 -Example 12-
In the configuration shown in FIG. 1, the filters 11, 12, 13, and 14 have a phase characteristic that causes a phase lag in the frequency characteristic H (f) rather than the frequency characteristic G (f) by a phase shift amount corresponding to the frequency f. .
Thereby, the same effect as Example 5 is acquired.

本発明の超音波診断装置は、ドプラ診断に利用できる。   The ultrasonic diagnostic apparatus of the present invention can be used for Doppler diagnosis.

１ プローブ
２ 送受信回路
３ 直交検波回路
４ 直交検波部
５ ＦＦＴ部
１０ 方向分離回路
１１ 第１フィルタ
１２ 第２フィルタ
１３ 第３フィルタ
１４ 第４フィルタ
１５Ｌ 左加算器
１５Ｒ 右加算器
２０，３０，４０，５０ 音声演算部
１００，２００，３００，４００，５００ 超音波診断装置 DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 Probe 2 Transmission / reception circuit 3 Orthogonal detection circuit 4 Orthogonal detection part 5 FFT part 10 Direction separation circuit 11 1st filter 12 2nd filter 13 3rd filter 14 4th filter 15L Left adder 15R Right adder 20, 30, 40, 50 Voice calculation unit 100, 200, 300, 400, 500 Ultrasonic diagnostic apparatus

Claims (15)

超音波エコー信号を取得する超音波エコー信号取得手段と、
前記超音波エコー信号からドプラ信号を取得するドプラ信号取得手段と、
前記ドプラ信号の周波数が正の高周波数から低周波数に向かい周波数ゼロを経て負の低周波数から高周波数に変化するときに、ゼロではない左チャンネル音声出力及び右チャンネル音声出力であって、左チャンネル音声出力及び右チャンネル音声出力のうちの一方が他方よりも大きい第１の状態から、左チャンネル音声出力及び右チャンネル音声出力が同じである第２の状態を経て、前記第１の状態の大小関係が入れ替わった左チャンネル音声出力及び右チャンネル音声出力のうちの一方が他方よりも大きい第３の状態へと変化するように、前記ドプラ信号の周波数に応じて左チャンネル音声出力と右チャンネル音声出力の音量比を３段階以上に変化させる音量比調節手段とを具備したことを特徴とする超音波診断装置。 An ultrasonic echo signal acquisition means for acquiring an ultrasonic echo signal;
Doppler signal acquisition means for acquiring a Doppler signal from the ultrasonic echo signal;
When the frequency of the Doppler signal changes from a positive high frequency to a low frequency and then changes from a negative low frequency to a high frequency through a frequency zero, a non-zero left channel audio output and a right channel audio output, From the first state in which one of the audio output and the right channel audio output is larger than the other, through the second state in which the left channel audio output and the right channel audio output are the same, the magnitude relationship of the first state The left channel audio output and the right channel audio output are changed according to the frequency of the Doppler signal so that one of the left channel audio output and the right channel audio output in which the is switched changes to a third state larger than the other . An ultrasonic diagnostic apparatus comprising a volume ratio adjusting means for changing the volume ratio in three or more stages. 請求項１に記載の超音波診断装置において、
前記音量比調節手段は、周波数ｆが所定の周波数ｆｓよりも正側であるドプラ信号に対しては前記音量比を１：０とし、周波数ｆが所定の周波数ｆｓから０の間であるドプラ信号に対しては前記音量比を１：０から１：１の間で３段階以上で変化させ、周波数ｆが０から所定の周波数−ｆｓの間であるドプラ信号に対しては前記音量比を１：１から０：１の間で３段階以上で変化させ、周波数ｆが所定の周波数−ｆｓよりも負側であるドプラ信号に対しては前記音量比を０：１とすることを特徴とする超音波診断装置。 The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1,
The volume ratio adjusting means sets the volume ratio to 1: 0 for a Doppler signal whose frequency f is on the positive side of the predetermined frequency fs, and a Doppler signal whose frequency f is between the predetermined frequency fs and 0. The volume ratio is changed in three steps or more between 1: 0 and 1: 1, and the volume ratio is set to 1 for a Doppler signal whose frequency f is between 0 and a predetermined frequency −fs. The frequency ratio is set to 0: 1 for a Doppler signal having a frequency f that is more negative than a predetermined frequency −fs, and is changed in three steps or more between 1 and 0: 1. Ultrasonic diagnostic equipment. 請求項１または請求項２に記載の超音波診断装置において、
前記ドプラ信号取得手段が、直交検波回路（３）であり、
前記音量比調節手段が、ドプラ信号の正の周波数成分Ｐ(ｔ)と負の周波数成分Ｎ(ｔ)を分離する方向分離回路（１０）と、前記正の周波数成分Ｐ(ｔ)の高域に対して低域を減衰させる第１フィルタ（１１）と、前記正の周波数成分Ｐ(ｔ)の低域に対して高域を減衰させる第２フィルタ（１２）と、前記負の周波数成分Ｎ(ｔ)の低域に対して高域を減衰させる第３フィルタ（１３）と、前記負の周波数成分Ｎ(ｔ)の高域に対して低域を減衰させる第４フィルタ（１４）と、前記第１フィルタ（１１）と前記第３フィルタ（１３）の出力を加算して左チャンネル音声信号Ｌ(ｔ)とする加算器（１５Ｌ）と、前記第２フィルタ（１２）と前記第４フィルタ（１４）の出力を加算して右チャンネル音声信号Ｒ(ｔ)とする加算器（１５Ｒ）とを具備してなることを特徴とする超音波診断装置（１００）。 The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1 or 2,
The Doppler signal acquisition means is a quadrature detection circuit (3);
The sound volume ratio adjusting means separates the positive frequency component P (t) and the negative frequency component N (t) of the Doppler signal, and the high frequency range of the positive frequency component P (t) A first filter (11) for attenuating the low frequency relative to the low frequency, a second filter (12) for attenuating the high frequency relative to the low frequency of the positive frequency component P (t), and the negative frequency component N a third filter (13) for attenuating the high band relative to the low band of (t), a fourth filter (14) for attenuating the low band relative to the high band of the negative frequency component N (t), An adder (15L) that adds the outputs of the first filter (11) and the third filter ( 13 ) to a left channel audio signal L (t), the second filter (12), and the fourth filter And an adder (15R) that adds the outputs of (14) to obtain a right channel audio signal R (t). Ultrasonic diagnostic apparatus according to claim bets (100). 請求項１または請求項２に記載の超音波診断装置において、
前記ドプラ信号取得手段が、直交検波回路（３）であり、
前記音量比調節手段が、ドプラ信号をフーリエ変換して周波数信号とするフーリエ変換手段（５）と、演算手段（２０）とであり、
前記演算手段（２０）は、
（イ）前記周波数信号の正の周波数成分Ｐ(ｆ)の高域に対して低域を減衰させ、
（ロ）前記周波数信号の負の周波数成分Ｎ(ｆ)の低域に対して高域を減衰させ、
（ハ）（イ）と（ロ）の結果を加算し、
（ニ）（ハ）の結果を逆フーリエ変換して左チャンネル音声信号Ｌ(ｔ)とし、
（ホ）前記周波数信号の正の周波数成分Ｐ(ｆ)の低域に対して高域を減衰させ、
（ヘ）前記周波数信号の負の周波数成分Ｎ(ｆ)の高域に対して低域を減衰させ、
（ト）（ホ）と（ヘ）の結果を加算し、
（ニ）（ト）の結果を逆フーリエ変換して右チャンネル音声信号Ｒ(ｔ)とする
ことを特徴とする超音波診断装置（２００）。 The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1 or 2,
The Doppler signal acquisition means is a quadrature detection circuit (3);
The volume ratio adjusting means is a Fourier transform means (5) for Fourier transforming a Doppler signal into a frequency signal, and an arithmetic means (20).
The computing means (20)
(A) Attenuating the low range relative to the high range of the positive frequency component P (f) of the frequency signal,
(B) Attenuating the high range relative to the low range of the negative frequency component N (f) of the frequency signal,
(C) Add the results of (b) and (b)
(D) The result of (c) is inverse Fourier transformed to the left channel audio signal L (t),
(E) Attenuating the high range relative to the low range of the positive frequency component P (f) of the frequency signal,
(F) Attenuating the low range relative to the high range of the negative frequency component N (f) of the frequency signal,
(G) Add the results of (e) and (f),
(D) An ultrasonic diagnostic apparatus (200), wherein the result of (g) is subjected to inverse Fourier transform to obtain a right channel audio signal R (t). 請求項１または請求項２に記載の超音波診断装置において、
前記ドプラ信号取得手段が、直交検波回路（３）であり、
前記音量比調節手段が、ドプラ信号をフーリエ変換して周波数信号とするフーリエ変換手段（５）と、演算手段（３０）とであり、
前記演算手段（３０）は、
（イ）前記周波数信号の正の周波数成分Ｐ(ｆ)の高域に対して低域を減衰させ、
（ロ）前記周波数信号の負の周波数成分Ｎ(ｆ)の低域に対して高域を減衰させ、
（ハ）前記正の周波数成分Ｐ(ｆ)を周波数軸上で反転させた周波数成分Ｐ(-f)の高域に対して低域を減衰させ、
（ニ）前記負の周波数成分Ｎ(ｆ)を周波数軸上で反転させた周波数成分Ｎ(-f)の低域に対して高域を減衰させ、
（ホ）前記周波数成分Ｎ(-f)の高域に対して低域を減衰させ、
（ヘ）前記周波数成分Ｐ(-f)の低域に対して高域を減衰させ、
（ト）前記負の周波数成分Ｎ(ｆ)の高域に対して低域を減衰させ、
（チ）前記正の周波数成分Ｐ(ｆ)の低域に対して高域を減衰させ
（リ）（ト）と（チ）の結果を加算し、
（ヌ）（リ）の結果の共役数を求め、
（ル）（イ）と（ロ）と（ハ）と（ニ）と（ホ）と（ヘ）と（ヌ）の結果を加算し、（ヲ）（ル）の結果を逆フーリエ変換し、
（ワ）（ヲ）の結果の実部を左チャンネル音声信号Ｌ(ｔ)とし、
（カ）（ヲ）の結果の虚部を右チャンネル音声信号Ｒ(ｔ)とする
ことを特徴とする超音波診断装置（３００）。 The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1 or 2,
The Doppler signal acquisition means is a quadrature detection circuit (3);
The volume ratio adjusting means is a Fourier transform means (5) that performs Fourier transform on a Doppler signal to obtain a frequency signal, and an arithmetic means (30).
The computing means (30)
(A) Attenuating the low range relative to the high range of the positive frequency component P (f) of the frequency signal,
(B) Attenuating the high range relative to the low range of the negative frequency component N (f) of the frequency signal,
(C) Attenuating the low range with respect to the high range of the frequency component P (-f) obtained by inverting the positive frequency component P (f) on the frequency axis,
(D) Attenuating the high range relative to the low range of the frequency component N (-f) obtained by inverting the negative frequency component N (f) on the frequency axis,
(E) Attenuating the low range relative to the high range of the frequency component N (-f),
(F) Attenuating the high range relative to the low range of the frequency component P (-f),
(G) Attenuating the low range with respect to the high range of the negative frequency component N (f),
(H) Attenuating the high frequency with respect to the low frequency of the positive frequency component P (f), and adding the results of (Li) (G) and (H),
(Nu) Find the conjugate number of the result of (ri),
(Le) (b), (b), (c), (d), (e), (f) and (nu) results are added, (wo) (le) result is inverse Fourier transformed,
(Wa) The real part of the result of (wo) is the left channel audio signal L (t),
(F) The ultrasonic diagnostic apparatus (300), wherein the imaginary part of the result of (v) is the right channel audio signal R (t). 超音波エコー信号を取得する超音波エコー信号取得手段と、
前記超音波エコー信号からドプラ信号を取得するドプラ信号取得手段と、
前記ドプラ信号の周波数が正の高周波数から低周波数に向かい周波数ゼロを経て負の低周波数から高周波数に変化するときに、左チャンネル音声出力及び右チャンネル音声出力のうちの一方の位相遅れφが大から小に向かう第１の状態から、左チャンネル音声出力及び右チャンネル音声出力のうちの他方の位相遅れφが小から大に向かう第２の状態へと変化するように、前記ドプラ信号の周波数に応じて左チャンネル音声出力に対する右チャンネル音声出力の位相遅れφを３段階以上に変化させる位相遅れ調節手段とを具備したことを特徴とする超音波診断装置。 An ultrasonic echo signal acquisition means for acquiring an ultrasonic echo signal;
Doppler signal acquisition means for acquiring a Doppler signal from the ultrasonic echo signal;
When the frequency of the Doppler signal changes from a positive high frequency to a low frequency and then changes from a negative low frequency to a high frequency through a frequency zero, a phase delay φ of one of the left channel audio output and the right channel audio output is The frequency of the Doppler signal is changed so that the phase delay φ of the other of the left channel audio output and the right channel audio output changes from the first state from large to small to the second state from small to large. And a phase lag adjusting means for changing the phase lag φ of the right channel audio output with respect to the left channel audio output in three or more stages according to the above. 請求項６に記載の超音波診断装置において、
前記位相遅れ調節手段は、周波数ｆが所定の周波数ｆｐから０の間であるドプラ信号に対しては前記位相遅れφをπから０の間で３段階以上で変化させ、周波数ｆが０から所定の周波数−ｆｐの間であるドプラ信号に対しては前記位相遅れφを０から−πの間で３段階以上で変化させることを特徴とする超音波診断装置。 The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 6,
The phase delay adjusting means changes the phase delay φ between π and 0 in three steps or more for a Doppler signal whose frequency f is between a predetermined frequency fp and 0, and the frequency f is changed from 0 to a predetermined value. An ultrasonic diagnostic apparatus characterized in that the phase delay φ is changed in three stages or more between 0 and −π for a Doppler signal having a frequency of −fp. 請求項６に記載の超音波診断装置において、
所定の左右鼓膜間距離を２・Ｗ［ｃｍ］とし、所定の左右音源間距離を２・Ｘｍ［ｃｍ］とし、所定の正面距離をＹ［ｃｍ］とするとき、
前記位相遅れ調節手段は、
周波数ｆが所定の周波数ｆｓよりも正側であるドプラ信号に対しては、
φ＝2・π・f・(√{(Ｘｍ＋Ｗ)2＋Ｙ2}−√{(Ｘｍ−Ｗ)2＋Ｙ2})／34000
周波数ｆが所定の周波数ｆｓから０の間であるドプラ信号に対しては、
Ｘｍ＞ｘ≧０、且つ、
φ＝2・π・f・(√{(ｘ＋Ｗ)2＋Ｙ2}−√{(ｘ−Ｗ)2＋Ｙ2})／34000
周波数ｆが０から所定の周波数−ｆｓの間であるドプラ信号に対しては、
０＞ｘ≧−Ｘｍ、且つ、
φ＝2・π・f・(√{(ｘ＋Ｗ)2＋Ｙ2}−√{(ｘ−Ｗ)2＋Ｙ2})／34000
周波数ｆが所定の周波数−ｆｓよりも負側であるドプラ信号に対しては、
φ＝2・π・f・(√{(−Ｘｍ＋Ｗ)2＋Ｙ2}−√{(−Ｘｍ−Ｗ)2＋Ｙ2})／34000
とすることを特徴とする超音波診断装置。 The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 6,
When a predetermined distance between left and right eardrums is 2 · W [cm], a predetermined distance between left and right sound sources is 2 · Xm [cm], and a predetermined front distance is Y [cm],
The phase delay adjusting means is
For a Doppler signal whose frequency f is more positive than the predetermined frequency fs,
φ = 2 · π · f · (√ {(Xm + W) 2 + Y 2 } −√ {(Xm−W) 2 + Y 2 }) / 34000
For Doppler signals whose frequency f is between the predetermined frequency fs and 0,
Xm> x ≧ 0, and
φ = 2 · π · f · (√ {(x + W) 2 + Y 2 } −√ {(x−W) 2 + Y 2 }) / 34000
For a Doppler signal whose frequency f is between 0 and a predetermined frequency −fs,
0> x ≧ −Xm, and
φ = 2 · π · f · (√ {(x + W) 2 + Y 2 } −√ {(x−W) 2 + Y 2 }) / 34000
For a Doppler signal whose frequency f is more negative than the predetermined frequency −fs,
φ = 2 · π · f · (√ {(− Xm + W) 2 + Y 2 } −√ {(− Xm−W) 2 + Y 2 }) / 34000
An ultrasonic diagnostic apparatus. 超音波エコー信号を取得する超音波エコー信号取得手段と、
前記超音波エコー信号からドプラ信号を取得するドプラ信号取得手段と、
前記ドプラ信号の周波数が正の高周波数から低周波数に向かい周波数ゼロを経て負の低周波数から高周波数に変化するときに、ゼロではない左チャンネル音声出力及び右チャンネル音声出力であって、左チャンネル音声出力及び右チャンネル音声出力のうちの一方が他方よりも大きい第１の状態から、左チャンネル音声出力及び右チャンネル音声出力が同じである第２の状態を経て、前記第１の状態の大小関係が入れ替わった左チャンネル音声出力及び右チャンネル音声出力のうちの一方が他方よりも大きい第３の状態へと変化するように、前記ドプラ信号の周波数に応じて左チャンネル音声出力と右チャンネル音声出力の音量比を３段階以上に変化させる音量比調節手段と、
前記ドプラ信号の周波数が正の高周波数から低周波数に向かい周波数ゼロを経て負の低周波数から高周波数に変化するときに、左チャンネル音声出力及び右チャンネル音声出力のうちの一方の位相遅れφが大から小に向かう第４の状態から、左チャンネル音声出力及び右チャンネル音声出力のうちの他方の位相遅れφが小から大に向かう第５の状態へと変化するように、前記ドプラ信号の周波数に応じて左チャンネル音声出力に対する右チャンネル音声出力の位相遅れを３段階以上に変化させる位相遅れ調節手段とを具備したことを特徴とする超音波診断装置。 An ultrasonic echo signal acquisition means for acquiring an ultrasonic echo signal;
Doppler signal acquisition means for acquiring a Doppler signal from the ultrasonic echo signal;
When the frequency of the Doppler signal changes from a positive high frequency to a low frequency and then changes from a negative low frequency to a high frequency through a frequency zero, a non-zero left channel audio output and a right channel audio output, From the first state in which one of the audio output and the right channel audio output is larger than the other, through the second state in which the left channel audio output and the right channel audio output are the same, the magnitude relationship of the first state The left channel audio output and the right channel audio output are changed according to the frequency of the Doppler signal so that one of the left channel audio output and the right channel audio output in which the is switched changes to a third state larger than the other . A volume ratio adjusting means for changing the volume ratio in three or more stages;
When the frequency of the Doppler signal changes from a positive high frequency to a low frequency and then changes from a negative low frequency to a high frequency through a frequency zero, a phase delay φ of one of the left channel audio output and the right channel audio output is The frequency of the Doppler signal is changed so that the phase delay φ of the other one of the left channel audio output and the right channel audio output changes from the fourth state from large to small to the fifth state from small to large. And a phase lag adjusting means for changing the phase lag of the right channel audio output with respect to the left channel audio output in three or more stages according to the above. 請求項９に記載の超音波診断装置において、
前記音量比調節手段は、周波数ｆが所定の周波数ｆｓよりも正側であるドプラ信号に対しては前記音量比を１：０とし、周波数ｆが所定の周波数ｆｓから０の間であるドプラ信号に対しては前記音量比を１：０から１：１の間で３段階以上で変化させ、周波数ｆが０から所定の周波数−ｆｓの間であるドプラ信号に対しては前記音量比を１：１から０：１の間で３段階以上で変化させ、周波数ｆが所定の周波数−ｆｓよりも負側であるドプラ信号に対しては前記音量比を０：１とすることを特徴とする超音波診断装置。 The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 9,
The volume ratio adjusting means sets the volume ratio to 1: 0 for a Doppler signal whose frequency f is on the positive side of the predetermined frequency fs, and a Doppler signal whose frequency f is between the predetermined frequency fs and 0. The volume ratio is changed in three steps or more between 1: 0 and 1: 1, and the volume ratio is set to 1 for a Doppler signal whose frequency f is between 0 and a predetermined frequency −fs. The frequency ratio is set to 0: 1 for a Doppler signal having a frequency f that is more negative than a predetermined frequency −fs, and is changed in three steps or more between 1 and 0: 1. Ultrasonic diagnostic equipment. 請求項９または請求項１０に記載の超音波診断装置において、
前記ドプラ信号取得手段が、直交検波回路であり、
前記音量比調節手段が、ドプラ信号の正の周波数成分Ｐ(ｔ)と負の周波数成分Ｎ(ｔ)を分離する方向分離回路と、前記正の周波数成分Ｐ(ｔ)の高域に対して低域を減衰させる第１フィルタと、前記正の周波数成分Ｐ(ｔ)の低域に対して高域を減衰させる第２フィルタと、前記負の周波数成分Ｎ(ｔ)の低域に対して高域を減衰させる第３フィルタと、前記負の周波数成分Ｎ(ｔ)の高域に対して低域を減衰させる第４フィルタと、前記第１フィルタと前記第３フィルタの出力を加算して左チャンネル音声信号Ｌ(ｔ)とする加算器と、前記第２フィルタと前記第４フィルタの出力を加算して右チャンネル音声信号Ｒ(ｔ)とする加算器とを具備してなることを特徴とする超音波診断装置。 The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 9 or 10,
The Doppler signal acquisition means is a quadrature detection circuit;
The volume ratio adjusting unit is configured to separate a positive frequency component P (t) and a negative frequency component N (t) of a Doppler signal, and a high frequency range of the positive frequency component P (t). A first filter that attenuates a low frequency, a second filter that attenuates a high frequency relative to the low frequency of the positive frequency component P (t), and a low frequency of the negative frequency component N (t) The third filter for attenuating the high frequency, the fourth filter for attenuating the low frequency relative to the high frequency of the negative frequency component N (t), and the outputs of the first and third filters are added. An adder for a left channel audio signal L (t) and an adder for adding the outputs of the second filter and the fourth filter to a right channel audio signal R (t). Ultrasonic diagnostic equipment. 請求項９または請求項１０に記載の超音波診断装置において、
前記ドプラ信号取得手段が、直交検波回路であり、
前記音量比調節手段が、ドプラ信号をフーリエ変換して周波数信号とするフーリエ変換手段と、演算手段とであり、
前記演算手段は、
（イ）前記周波数信号の正の周波数成分Ｐ(ｆ)の高域に対して低域を減衰させ、
（ロ）前記周波数信号の負の周波数成分Ｎ(ｆ)の低域に対して高域を減衰させ、
（ハ）（イ）と（ロ）の結果を加算し、
（ニ）（ハ）の結果を逆フーリエ変換して左チャンネル音声信号Ｌ(ｔ)とし、
（ホ）前記周波数信号の正の周波数成分Ｐ(ｆ)の低域に対して高域を減衰させ、
（ヘ）前記周波数信号の負の周波数成分Ｎ(ｆ)の高域に対して低域を減衰させ、
（ト）（ホ）と（ヘ）の結果を加算し、
（ニ）（ト）の結果を逆フーリエ変換して右チャンネル音声信号Ｒ(ｔ)とする
ことを特徴とする超音波診断装置。 The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 9 or 10,
The Doppler signal acquisition means is a quadrature detection circuit;
The volume ratio adjusting means is a Fourier transform means that performs Fourier transform on a Doppler signal to obtain a frequency signal, and an arithmetic means.
The computing means is
(A) Attenuating the low range relative to the high range of the positive frequency component P (f) of the frequency signal,
(B) Attenuating the high range relative to the low range of the negative frequency component N (f) of the frequency signal,
(C) Add the results of (b) and (b)
(D) The result of (c) is inverse Fourier transformed to the left channel audio signal L (t),
(E) Attenuating the high range relative to the low range of the positive frequency component P (f) of the frequency signal,
(F) Attenuating the low range relative to the high range of the negative frequency component N (f) of the frequency signal,
(G) Add the results of (e) and (f),
(D) An ultrasonic diagnostic apparatus wherein the result of (g) is subjected to inverse Fourier transform to obtain a right channel audio signal R (t). 請求項９または請求項１０に記載の超音波診断装置において、
前記ドプラ信号取得手段が、直交検波回路であり、
前記音量比調節手段が、ドプラ信号をフーリエ変換して周波数信号とするフーリエ変換手段と、演算手段とであり、
前記演算手段は、
（イ）前記周波数信号の正の周波数成分Ｐ(ｆ)の高域に対して低域を減衰させ、
（ロ）前記周波数信号の負の周波数成分Ｎ(ｆ)の低域に対して高域を減衰させ、
（ハ）前記正の周波数成分Ｐ(ｆ)を周波数軸上で反転させた周波数成分Ｐ(-f)の高域に対して低域を減衰させ、
（ニ）前記負の周波数成分Ｎ(ｆ)を周波数軸上で反転させた周波数成分Ｎ(-f)の低域に対して高域を減衰させ、
（ホ）前記周波数成分Ｎ(-f)の高域に対して低域を減衰させ、
（ヘ）前記周波数成分Ｐ(-f)の低域に対して高域を減衰させ、
（ト）前記負の周波数成分Ｎ(ｆ)の高域に対して低域を減衰させ、
（チ）前記正の周波数成分Ｐ(ｆ)の低域に対して高域を減衰させ
（リ）（ト）と（チ）の結果を加算し、
（ヌ）（リ）の結果の共役数を求め、
（ル）（イ）と（ロ）と（ハ）と（ニ）と（ホ）と（ヘ）と（ヌ）の結果を加算し、（ヲ）（ル）の結果を逆フーリエ変換し、
（ワ）（ヲ）の結果の実部を左チャンネル音声信号Ｌ(ｔ)とし、
（カ）（ヲ）の結果の虚部を右チャンネル音声信号Ｒ(ｔ)とする
ことを特徴とする超音波診断装置。 The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 9 or 10,
The Doppler signal acquisition means is a quadrature detection circuit;
The volume ratio adjusting means is a Fourier transform means that performs Fourier transform on a Doppler signal to obtain a frequency signal, and an arithmetic means.
The computing means is
(A) Attenuating the low range relative to the high range of the positive frequency component P (f) of the frequency signal,
(B) Attenuating the high range relative to the low range of the negative frequency component N (f) of the frequency signal,
(C) Attenuating the low range with respect to the high range of the frequency component P (-f) obtained by inverting the positive frequency component P (f) on the frequency axis,
(D) Attenuating the high range relative to the low range of the frequency component N (-f) obtained by inverting the negative frequency component N (f) on the frequency axis,
(E) Attenuating the low range relative to the high range of the frequency component N (-f),
(F) Attenuating the high range relative to the low range of the frequency component P (-f),
(G) Attenuating the low range with respect to the high range of the negative frequency component N (f),
(H) Attenuating the high frequency with respect to the low frequency of the positive frequency component P (f), and adding the results of (Li) (G) and (H),
(Nu) Find the conjugate number of the result of (ri),
(Le) (b), (b), (c), (d), (e), (f) and (nu) results are added, (wo) (le) result is inverse Fourier transformed,
(Wa) The real part of the result of (wo) is the left channel audio signal L (t),
(F) An ultrasonic diagnostic apparatus characterized in that the imaginary part of the result of (v) is the right channel audio signal R (t). 請求項９に記載の超音波診断装置において、
所定の左右鼓膜間距離を２・Ｗ［ｃｍ］とし、所定の左右音源間距離を２・Ｘｍ［ｃｍ］とし、所定の正面距離をＹ［ｃｍ］とするとき、
前記音量比調節手段は、周波数ｆの左チャンネル音声出力Ｌ(ｆ)と右チャンネル音声出力Ｒ(ｆ)の音量比｜Ｌ(ｆ)｜：｜Ｒ(ｆ)｜を、
周波数ｆが所定の周波数ｆｓよりも正側であるドプラ信号に対しては、
｜Ｌ(ｆ)｜：｜Ｒ(ｆ)｜＝１：０
周波数ｆが所定の周波数ｆｓから０の間であるドプラ信号に対しては、
Ｘｍ＞ｘ≧０、且つ、
｜Ｌ(ｆ)｜：｜Ｒ(ｆ)｜＝{(ｘ＋Ｗ)2＋Ｙ2}：{(ｘ−Ｗ)2＋Ｙ2}
周波数ｆが０から所定の周波数−ｆｓの間であるドプラ信号に対しては、
０＞ｘ≧−Ｘｍ、且つ、
｜Ｌ(ｆ)｜：｜Ｒ(ｆ)｜＝{(ｘ＋Ｗ)2＋Ｙ2}：{(ｘ−Ｗ)2＋Ｙ2}
周波数ｆが所定の周波数−ｆｓよりも負側であるドプラ信号に対しては、
｜Ｌ(ｆ)｜：｜Ｒ(ｆ)｜＝０：１
とすることを特徴とする超音波診断装置。 The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 9,
When a predetermined distance between left and right eardrums is 2 · W [cm], a predetermined distance between left and right sound sources is 2 · Xm [cm], and a predetermined front distance is Y [cm],
The volume ratio adjusting means sets the volume ratio | L (f) |: | R (f) | of the left channel audio output L (f) and the right channel audio output R (f) at the frequency f,
For a Doppler signal whose frequency f is more positive than the predetermined frequency fs,
| L (f) |: | R (f) | = 1: 0
For Doppler signals whose frequency f is between the predetermined frequency fs and 0,
Xm> x ≧ 0, and
| L (f) |: | R (f) | = {(x + W) 2 + Y 2 }: {(x−W) 2 + Y 2 }
For a Doppler signal whose frequency f is between 0 and a predetermined frequency −fs,
0> x ≧ −Xm, and
| L (f) |: | R (f) | = {(x + W) 2 + Y 2 }: {(x−W) 2 + Y 2 }
For a Doppler signal whose frequency f is more negative than the predetermined frequency −fs,
| L (f) |: | R (f) | = 0: 1
An ultrasonic diagnostic apparatus. 請求項９または請求項１４に記載の超音波診断装置において、
所定の左右鼓膜間距離を２・Ｗ［ｃｍ］とし、所定の左右音源間距離を２・Ｘｍ［ｃｍ］とし、所定の正面距離をＹ［ｃｍ］とするとき、
前記位相遅れ調節手段は、
周波数ｆが所定の周波数ｆｓよりも正側であるドプラ信号に対しては、
φ＝2・π・f・(√{(Ｘｍ＋Ｗ)2＋Ｙ2}−√{(Ｘｍ−Ｗ)2＋Ｙ2})／34000
周波数ｆが所定の周波数ｆｓから０の間であるドプラ信号に対しては、
Ｘｍ＞ｘ≧０、且つ、
φ＝2・π・f・(√{(ｘ＋Ｗ)2＋Ｙ2}−√{(ｘ−Ｗ)2＋Ｙ2})／34000
周波数ｆが０から所定の周波数−ｆｓの間であるドプラ信号に対しては、
０＞ｘ≧−Ｘｍ、且つ、
φ＝2・π・f・(√{(ｘ＋Ｗ)2＋Ｙ2}−√{(ｘ−Ｗ)2＋Ｙ2})／34000
周波数ｆが所定の周波数−ｆｓよりも負側であるドプラ信号に対しては、
φ＝2・π・f・(√{(−Ｘｍ＋Ｗ)2＋Ｙ2}−√{(−Ｘｍ−Ｗ)2＋Ｙ2})／34000
とすることを特徴とする超音波診断装置。 The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 9 or 14,
When a predetermined distance between left and right eardrums is 2 · W [cm], a predetermined distance between left and right sound sources is 2 · Xm [cm], and a predetermined front distance is Y [cm],
The phase delay adjusting means is
For a Doppler signal whose frequency f is more positive than the predetermined frequency fs,
φ = 2 · π · f · (√ {(Xm + W) 2 + Y 2 } −√ {(Xm−W) 2 + Y 2 }) / 34000
For Doppler signals whose frequency f is between the predetermined frequency fs and 0,
Xm> x ≧ 0, and
φ = 2 · π · f · (√ {(x + W) 2 + Y 2 } −√ {(x−W) 2 + Y 2 }) / 34000
For a Doppler signal whose frequency f is between 0 and a predetermined frequency −fs,
0> x ≧ −Xm, and
φ = 2 · π · f · (√ {(x + W) 2 + Y 2 } −√ {(x−W) 2 + Y 2 }) / 34000
For a Doppler signal whose frequency f is more negative than the predetermined frequency −fs,
φ = 2 · π · f · (√ {(− Xm + W) 2 + Y 2 } −√ {(− Xm−W) 2 + Y 2 }) / 34000
An ultrasonic diagnostic apparatus.
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