JPH0332654A - Ultrasonic diagnostic device - Google Patents
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Abstract
Description
【発明の詳細な説明】
〔概要〕
受信した超音波信号から生体の散乱係数を算出・表示す
る超音波診断装置に関し、
超音波散乱特性の明確な血液からの異なる狭帯域の信号
のそれぞれの散乱パワーを用いて被測定対象の組織から
のそれぞれの散乱パワーを正規化し、被測定対象の組織
の散乱係数を正確に算出・表示することを目的とし、
複数の狭帯域の超音波パルスを同時あるいは別々に送信
、または広帯域の超音波パルスを送信し、反射して到来
した反射信号について、複数の狭帯域の信号を取り出す
バンドパスフィルタと、このバンドパスフィルタによっ
て取り出した複数の狭帯域の信号について、生体内の血
液からのものの散乱パワーをそれぞれ算出し、算出した
散乱パワーから更に被測定対象のa織の位置における血
液散乱パワーを推定する血液散乱パワー算出手段と、こ
のバンドパスフィルタによって取り出した複数の狭帯域
の信号について、生体内の被測定対象の&II織からの
ものの組織散乱パワーをそれぞれ算出する組織散乱パワ
ー算出手段と、上記血液散乱パワー算出手段により推定
した血液散乱パワーによって、上記m織敗乱パワー算出
手段により算出した組織散乱パワーをそれぞれ正規化し
、組織の散乱係数b、nを算出する散乱係数算出手段と
を備え、この算出した被測定対象の組織の散乱係数b、
nを表示するように槽底する。[Detailed Description of the Invention] [Summary] Regarding an ultrasonic diagnostic device that calculates and displays the scattering coefficient of a living body from received ultrasonic signals, the present invention relates to an ultrasonic diagnostic device that calculates and displays the scattering coefficient of a living body from received ultrasonic signals. The purpose is to normalize each scattered power from the tissue to be measured using the power, and to accurately calculate and display the scattering coefficient of the tissue to be measured. About a bandpass filter that extracts multiple narrowband signals from the reflected signals that are transmitted separately or by transmitting broadband ultrasonic pulses and reflected, and about the multiple narrowband signals extracted by this bandpass filter. , a blood scattering power calculation means for calculating the scattering power of blood in the living body, and further estimating the blood scattering power at the position of the a-texture of the object to be measured from the calculated scattering power, With respect to a plurality of narrow band signals, the m a scattering coefficient calculation means for normalizing the tissue scattering powers calculated by the tissue scattering power calculation means and calculating the tissue scattering coefficients b, n;
Place the bottom of the tank so that n is displayed.
本発明は、受信した超音波信号から生体の散乱係数を算
出・表示する超音波診断装置に関するものである。近年
、超音波を用いた診断法は、より定量的、質的診断によ
って診断精度を向上する要求が高まっている。&l織の
質を表現するものとしてmmの音響特性、特に減衰特性
、散乱特性の違いから&ll織の質を調べようとする試
みがなされている。ここで、本発明は、音響特性のうち
、散乱の周波数特性を
S (f) =bf
と表現したときの係数b、nを定量的に正確に求め、表
示する手法に関するものである。The present invention relates to an ultrasonic diagnostic apparatus that calculates and displays a scattering coefficient of a living body from received ultrasonic signals. In recent years, there has been an increasing demand for diagnostic methods using ultrasound to improve diagnostic accuracy through more quantitative and qualitative diagnosis. Attempts have been made to investigate the quality of the &ll weave from differences in acoustic properties, particularly attenuation characteristics and scattering characteristics, in mm as an expression of the quality of the &l weave. Here, the present invention relates to a method of quantitatively and accurately determining and displaying coefficients b and n when the scattering frequency characteristic is expressed as S (f) = bf among acoustic characteristics.
〔従来の技術と発明が解決しようとする課題〕従来、切
り取った心臓壁の超音波の散乱係数を求めると、正常の
心臓壁と、梗塞を起こした部位の心臓壁とでは、係数b
、nが違うことが知られている。[Prior Art and Problems to be Solved by the Invention] Conventionally, when calculating the scattering coefficient of ultrasonic waves of a cut heart wall, the coefficient b is found for a normal heart wall and a heart wall at an infarcted site.
, n are known to be different.
しかし、現実に体表面から超音波を使って診断する場合
、超音波が測定部位に至るまでにかなり減衰してしまう
ため、更に、減衰の度合も個々に違うため、散乱係数を
正確に求めることができないという問題がある。これを
解決するために、減衰に依存しない散乱係数の精度の高
い測定手法が要求されている。However, when actually diagnosing using ultrasound from the body surface, the ultrasound is attenuated considerably before reaching the measurement site, and the degree of attenuation also differs for each individual, so it is difficult to accurately determine the scattering coefficient. The problem is that it is not possible. To solve this problem, a highly accurate measurement method for scattering coefficients that does not depend on attenuation is required.
本発明は、超音波散乱特性の明確な血液からの異なる狭
帯域の信号のそれぞれの散乱パワーを用いて被測定対象
のmmからのそれぞれの散乱パワーを正規化し、被測定
対象のm織の散乱係数を正確に算出・表示することを目
的としている。The present invention normalizes each scattering power from mm of the object to be measured using the scattering powers of different narrowband signals from blood with distinct ultrasound scattering characteristics, and The purpose is to accurately calculate and display coefficients.
第1図を参照して!l!題を解決する手段を説明する。 Refer to Figure 1! l! Explain the means to solve the problem.
第1図において、バンドパスフィルタ(群)10は、複
数の狭帯域の超音波パルスを同時あるいは別々に送信、
または広帯域の超音波パルスを送信し、反射して到来し
た反射信号について、複数の狭帯域の信号を取り出すフ
ィルタである。In FIG. 1, a bandpass filter (group) 10 transmits multiple narrowband ultrasound pulses simultaneously or separately.
Alternatively, it is a filter that transmits a broadband ultrasonic pulse and extracts a plurality of narrowband signals from the reflected signals that arrive after being reflected.
血液散乱パワー算出手段6は、バンドパスフィルタlO
によって取り出した複数の狭帯域の信号について、生体
内の血液からのものの散乱パワーをそれぞれ算出し、更
に被測定対象の組織の位置における血液散乱パワーをそ
れぞれ推定するものである。The blood scattering power calculation means 6 includes a bandpass filter lO
For a plurality of narrow band signals extracted by the method, the scattered power from blood in the living body is calculated, and the blood scattered power at the position of the tissue to be measured is estimated.
組織散乱パワー算出手段5は、バンドパスフィルタlO
によって取り出した複数の狭帯域の信号について、生体
内の被測定対象の&Ii織からのちのの組織散乱パワー
をそれぞれ算出するものである。The tissue scattering power calculating means 5 includes a bandpass filter lO
The later tissue scattering power from the &Ii tissue of the object to be measured in the living body is calculated for each of the plurality of narrowband signals extracted by the method.
散乱係数算出手段7は、血液散乱パワー算出手段6によ
り推定した血液散乱パワーによって、組織散乱パワー算
出手段5により算出した組織散乱パワーをそれぞれ正規
化し、組織の散乱係数blnを算出するものである。The scattering coefficient calculating means 7 normalizes the tissue scattering power calculated by the tissue scattering power calculating means 5 using the blood scattering power estimated by the blood scattering power calculating means 6, and calculates the scattering coefficient bln of the tissue.
本発明は、第1図に示すように、複数の狭帯域の超音波
パルスを同時あるいは別々に送信、または広帯域の超音
波パルスを送信し、反射して到来した反It B号につ
いて、バンドパスフィルタ(群)10によって複数の狭
帯域の信号を取り出し、血液散乱パワー算出手段6がバ
ンドパスフイルタ10によって取り出した複数の狭帯域
の信号について、生体内の血液からのものの散乱パワー
をそれぞれ算出し、算出した散乱パワーから更に被測定
対象の組織の位置における血液散乱パワーをそれぞれ推
定し、Mii織散乱パワー算出手段5バンドパスフィル
タ10によって取り出した複数の狭帯域の信号について
、生体内の被測定対象の組織からのものの組織散乱パワ
ーをそれぞれ算出し、散乱係数算出手段7が血液散乱パ
ワー算出手段6により推定した血液散乱パワーによって
、&l1ral1ra散乱パワ一算出より算出した組織
散乱パワーをそれぞれ正規化し、組織の散乱係数b、n
を算出するようにしている。As shown in FIG. 1, the present invention transmits a plurality of narrowband ultrasonic pulses simultaneously or separately, or transmits a broadband ultrasonic pulse, and uses a bandpass method for anti-It B signals that arrive after being reflected. A plurality of narrowband signals are extracted by the filter (group) 10, and a blood scattering power calculation means 6 calculates the scattering power of the in-vivo blood for each of the plurality of narrowband signals extracted by the bandpass filter 10. From the calculated scattering power, the blood scattering power at the position of the tissue to be measured is further estimated, and the plurality of narrowband signals extracted by the Mii tissue scattering power calculation means 5 band-pass filter 10 are used to estimate the blood scattering power at the position of the tissue to be measured in the living body. Calculates the tissue scattering power of the target tissue, and normalizes the tissue scattering power calculated by the &l1ral1ra scattering power calculation by the blood scattering power estimated by the blood scattering power calculation means 6 by the scattering coefficient calculation means 7, Tissue scattering coefficient b, n
I am trying to calculate.
従って、超音波散乱特性の明確な血液からの異なる狭帯
域の信号のそれぞれの散乱パワーを用いて被測定対象の
m織からのそれぞれの散乱パワーを正規化し、被測定対
象の組織の散乱係数を算出・表示することにより、被測
定対象までの減衰の影響を受けない&ll織の散乱係数
を正確に算出して表示することが可能となる。Therefore, the scattering power of each narrowband signal from blood with distinct ultrasound scattering characteristics is used to normalize the scattering power of each tissue of the measurement target, and the scattering coefficient of the tissue of the measurement target is calculated. By calculating and displaying, it becomes possible to accurately calculate and display the scattering coefficient of the ≪ structure, which is not affected by attenuation to the object to be measured.
次に、第1図から第8図を用いて本発明の1実施例の構
成および動作を順次詳細に説明する。Next, the configuration and operation of one embodiment of the present invention will be explained in detail using FIGS. 1 to 8.
第1図において、超音波プローブ1は、生体中の超音波
ビーム1)の方向に狭帯域の超音波パルスを複数同時に
あるいは別個に送信、または広帯域の超音波パルスを送
信し、血液領域Aおよび組m8i域Bなどから反射して
帰ってきた反射波を受信するものである。In FIG. 1, an ultrasound probe 1 transmits a plurality of narrowband ultrasound pulses simultaneously or separately in the direction of an ultrasound beam 1) in a living body, or transmits a broadband ultrasound pulse in the direction of an ultrasound beam 1) in a blood region A and It receives the reflected waves reflected from the group m8i area B and the like.
送信回路3は、予め定めたタイミングに従って超音波パ
ルスを生成するものである。この生成された超音波パル
スは、送信アンプ2で増幅され、超音波プローブ1を駆
動し、超音波パルスを放射する。The transmitting circuit 3 generates ultrasonic pulses according to predetermined timing. This generated ultrasonic pulse is amplified by the transmission amplifier 2, drives the ultrasonic probe 1, and emits an ultrasonic pulse.
受信アンプ4ば、超音波プローブ1によって受信した信
号を増幅するものである。The reception amplifier 4 amplifies the signal received by the ultrasound probe 1.
バンドパスフィルタ(群)10は、受信アンプ4で増幅
した受信信号から所定の狭帯域の周波数成分を持つ信号
をそれぞれ抽出するフィルタである。The bandpass filter (group) 10 is a filter that extracts signals each having a predetermined narrowband frequency component from the received signal amplified by the receiving amplifier 4.
Mimim散乱パワー算出手段55−1ないし5mのm
組から構成され、図中の組織領域Bから反射した超音波
の所定の狭帯域の信号のm個の散乱パワーをそれぞれ算
出するものである。Mimim scattered power calculation means 55-1 to 5 m
The scattering power of m pieces of a predetermined narrow band signal of the ultrasound reflected from the tissue region B in the figure is calculated respectively.
血液散乱パワー算出手段6ば、6−1ないし6−m0m
組から構成され、図中の血液領域Aから反射した超音波
の所定の狭帯域の信号のm個の散乱パワーをそれぞれ算
出し、更にこれら算出した散乱パワーについて被測定対
象の組Wt領域Bの位置におけるm個の血液散乱パワー
をそれぞれ推定するものである。Blood scattering power calculation means 6, 6-1 to 6-m0m
m scattering powers of a predetermined narrow band signal of the ultrasound reflected from the blood region A in the figure are calculated respectively, and the scattering powers of the set Wt region B of the object to be measured are calculated based on these calculated scattering powers. The m blood scattering powers at each position are estimated.
散乱係数算出手段7ば、血液散乱パワー算出手段6によ
り推定した被測定対象の組織の位置におけるm個のそれ
ぞれの血液散乱パワーを使って、組織散乱パワー算出手
段5により算出したm個の&ll′Ia散乱パワーを正
規化しく比を求め)、散乱係数b、nを正確に算出する
ものである(第2図参照)。The scattering coefficient calculation means 7 uses the m blood scattering powers at the positions of the tissue of the measurement target estimated by the blood scattering power calculation means 6 to calculate the m &ll' calculated by the tissue scattering power calculation means 5. The scattering coefficients b and n are calculated accurately by normalizing the Ia scattered power and calculating the ratio (see FIG. 2).
超音波画像生成部8は、既知のBモード像、Mモード像
などを生成するものである。The ultrasonic image generation unit 8 generates known B-mode images, M-mode images, and the like.
表示装置9は、散乱係数算出手段7によって算出した本
実施例に係わる散乱係数b、n、およびBモード像、M
モード像、心電図などを表示するデイスプレィである。The display device 9 displays the scattering coefficients b and n according to this example calculated by the scattering coefficient calculation means 7, and the B mode image, M
This is a display that displays mode images, electrocardiograms, etc.
組織12ば、本実施例に係わる被測定対象の組織である
。この組織12中の組織領域Bが散乱係数b、nを求め
ようとしている領域である。また、血液領域Aは、散乱
パワーが既知の血液が流れている領域である。Tissue 12 is the tissue to be measured according to this embodiment. Tissue region B in this tissue 12 is the region for which scattering coefficients b and n are to be determined. Further, the blood region A is a region in which blood whose scattered power is known is flowing.
第2図は本発明の概念説明図を示b、これば、m=3の
時の概念説明図であって、3つの狭帯域の信号f、 、
f、、f、についてそれぞれ組織散乱パワーおよび血液
散乱パワーを求め、散乱係数b、nを求めるものである
。FIG. 2 shows a conceptual explanatory diagram of the present invention. This is a conceptual explanatory diagram when m=3, and three narrowband signals f, ,
The tissue scattering power and blood scattering power are determined for f, , f, respectively, and the scattering coefficients b and n are determined.
第2図(イ)において、超音波プローブ1から超音波ビ
ーム1)を図示のように放射する。そして、深さZlの
位置における血液が存在する血液領域Aからの散乱パワ
ーを狭帯域の信号f、、f2、f、の3つについてそれ
ぞれ算出し、これら算出した散乱パワーから深さZ3に
おける血液散乱パワーをそれぞれ推定する。また、深さ
Z3の組織領域Bからの散乱パワーを狭帯域の信号f。In FIG. 2(a), an ultrasonic beam 1) is emitted from an ultrasonic probe 1 as shown. Then, the scattered power from the blood region A where blood exists at the position of depth Zl is calculated for each of the narrow band signals f, , f2, and f, and from these calculated scattered powers, the blood at depth Z3 is calculated. Estimate the scattered power respectively. Further, the scattered power from the tissue region B at the depth Z3 is expressed as a narrow band signal f.
、fg 、fsの3つについてそれぞれ算出する。, fg, and fs.
ここで、深さZ2の位置には、血液とm織とを分ける壁
が図示のように存在する0次に、この深さZ3の組織領
域Bの狭帯域の信号f、、ft、f、の3つの散乱パワ
ーと、深さZlの血液の狭帯域の信号fI、ft、、f
、の3つの散乱パワーを使って、深さZ3の位置におけ
る組織の散乱係数bSnの算出について、式を用いて説
明する。Here, at the position of the depth Z2, there is a wall separating the blood and the m tissue as shown in the figure.Narrowband signals f, ft, f, The three scattered powers of and the blood narrowband signals fI, ft, , f of depth Zl
The calculation of the scattering coefficient bSn of the tissue at the position of depth Z3 using the three scattering powers of , will be explained using an equation.
送信超音波パルスの周波数特性をI(f)、組織からの
散乱パワースペクトルをSt (f+ 2)、血液
からの散乱パワースペクトルをSs (f。The frequency characteristic of the transmitted ultrasound pulse is I(f), the scattered power spectrum from tissue is St (f+2), and the scattered power spectrum from blood is Ss (f).
Z)、超音波プローブの送受信特性や音場特性を含めた
特性をF(f、z)、深さ2までの往復の減衰特性をA
(f、z)、血液の散乱特性をす。Z), the characteristics including the transmission and reception characteristics of the ultrasonic probe and the sound field characteristics are F (f, z), and the attenuation characteristics of the round trip up to depth 2 are A
(f, z) represents the scattering properties of blood.
f4とすると、深さZlにおける血液散乱パワースペク
トルは、下式(1)のように表現される。Assuming f4, the blood scattering power spectrum at the depth Zl is expressed as in the following equation (1).
S m (Lzl)=T(OF(f、zl) A(f、
zl) b m f’ ・(1)この式(1)の散乱パ
ワースペクトルから、深さZ3における散乱パワースペ
クトルは次式のように推定される。S m (Lzl)=T(OF(f, zl) A(f,
zl) b m f' (1) From the scattered power spectrum of equation (1), the scattered power spectrum at depth Z3 is estimated as shown in the following equation.
S m (4,z3)=G(f、z3;zl) A s
(f、z2;zl)A丁(f、z3;z2)Sl(f
lzl)・・・・・・・(2)ここで、
G(flz3;zl)は深さZlと深さz3との間の音
場変化の補正項、即ち
G(f、z3;zl) −F(4,z3)/F(f、z
l)である。S m (4, z3) = G (f, z3; zl) A s
(f, z2; zl) A (f, z3; z2) Sl (f
lzl)...(2) Here, G(flz3;zl) is a correction term for the sound field change between depth Zl and depth z3, that is, G(f, z3;zl) - F(4,z3)/F(f,z
l).
A m (f、z2;zl)は、深さZlと深さz2と
の間の血液の減衰特性
A t (f、z3;z2) ば、深さZ2と深さz
3との間の組織の減衰特性
である。A m (f, z2; zl) is the attenuation characteristic of blood between depth Zl and depth z2 A t (f, z3; z2) if depth Z2 and depth z
The attenuation property of the tissue is between 3 and 3.
また、深さZ3における組織の散乱パワースペクトルは
、下式(3)によって表現できる。Further, the scattering power spectrum of the tissue at the depth Z3 can be expressed by the following equation (3).
S t (Lz3)=I(f) F(f、z3)^(f
、z3) b t f ” (31ここで、
A(f、z3)=A(f、zl)A m (f、z2;
zl)^r (Lz3;z2)G(f、z3;zl)=
F(f、z3)/F(f、zl)という関係を使用して
、式(3)を式(2)で正規化すると、下式(4)とな
る。S t (Lz3)=I(f) F(f, z3)^(f
, z3) b t f ” (31where, A(f, z3)=A(f, zl)A m (f, z2;
zl)^r (Lz3;z2)G(f, z3;zl)=
When equation (3) is normalized by equation (2) using the relationship F(f, z3)/F(f, zl), equation (4) below is obtained.
S(f、z3)=St (f、z3)/(S m (f
、z3) ・f −’)=b丁 l b l −f
f1 ・ ・ ・ ・ ・ ・ ・ ・ (4)ここ
で、式(4)は、血液散乱パワースペクトルを基準とし
た時の組織の散乱特性を表している0式(4)をデシベ
ルで表現すると下式(5)となる。S (f, z3) = St (f, z3)/(S m (f
, z3) ・f −')=b d l b l −f
f1 ・ ・ ・ ・ ・ ・ ・ ・ (4) Here, equation (4) is expressed as below when equation (4), which expresses the scattering characteristics of the tissue when the blood scattering power spectrum is referenced, is expressed in decibels. Formula (5) is obtained.
101og+5S(f、z3)=10 log+++(
by /ba )+to logf −n ・・・
・・・・・・・・・(5)ここで、式(3)の組織散乱
パワースペクトルと、式(2)の被測定対象の位置にお
ける血液の散乱パワースペクトルにおいて、バンドパス
フィルタlOを通したそれぞれの信号のパワーは、第2
図(ロ)に示すようになる。また、それぞれの周波数f
t1fz、fsにおいて、式(5)に対応する操作を行
うと、第2図(ハ〉に示すようになる。ここで、得られ
た周波数f、、fg、f3の3つの信号の散乱パワーの
比に最小二乗法を適用し、第2図(ハ)に示すように、
その傾きからnを求めると共に、Y軸との交点から散乱
強度b(=by/b、)を推定することができる。101og+5S(f,z3)=10log+++(
by /ba )+to logf -n...
(5) Here, in the tissue scattering power spectrum in equation (3) and the blood scattering power spectrum at the position of the measurement target in equation (2), the bandpass filter lO is applied. The power of each signal is the second
The result will be as shown in Figure (b). Also, each frequency f
If the operation corresponding to equation (5) is performed at t1fz, fs, the result will be as shown in Figure 2 (c).Here, the scattered power of the three signals of the obtained frequencies f, , fg, f3 is Applying the least squares method to the ratio, as shown in Figure 2 (c),
Not only can n be determined from the slope, but also the scattering intensity b (=by/b) can be estimated from the intersection with the Y axis.
第3図は、送信超音波パルス特性と帯域分割側説明図を
示す。FIG. 3 shows an explanatory diagram of transmission ultrasonic pulse characteristics and band division side.
第3図(イ)は、複数の狭帯域の超音波パルスを別々に
送信し、それぞれの反射信号を点線で示す特性を持つバ
ンドパスフィルタ(BPフィルタ〉を通して抽出する様
子をそれぞれ示す。第3図(ロ)は、第3図(イ)点線
を用いて示すバンドパスフィルタ10を通した後のそれ
ぞれの信号の周波数特性をまとめて表現したものである
。Figure 3 (A) shows how multiple narrowband ultrasonic pulses are transmitted separately and their respective reflected signals are extracted through a bandpass filter (BP filter) with characteristics indicated by dotted lines. Figure (b) collectively represents the frequency characteristics of the respective signals after passing through the band pass filter 10, which is indicated using the dotted line in Figure 3 (a).
第3図(ハ)は、広帯域の超音波パルスを送信し、反射
信号から点線を用いて示す特性を持つバンドパスフィル
タ10を通す様子を示b、第3図(二〉は、その時に得
られるそれぞれの信号の周波数特性をまとめて表現した
ものである。Figure 3 (c) shows how a broadband ultrasonic pulse is transmitted and the reflected signal is passed through the bandpass filter 10 with the characteristics shown by the dotted line. This is a collective expression of the frequency characteristics of each signal.
第3図(ホ)は、複数の狭帯域の超音波パルスを同時に
送信し、それぞれの反射信号を点線で示す特性を持つバ
ンドパスフィルタ10を通して抽出する様子を示す。
第3図(へ)は、そのときに得られるそれぞれの信号の
周波数特性をまとめて表現したものである。FIG. 3(e) shows how a plurality of narrowband ultrasonic pulses are simultaneously transmitted and their respective reflected signals are extracted through a bandpass filter 10 having characteristics indicated by dotted lines.
FIG. 3(f) summarizes the frequency characteristics of the respective signals obtained at that time.
第4図は、血液散乱波の説明図を示す。FIG. 4 shows an explanatory diagram of blood scattered waves.
第4図(イ)は、第4図(ロ)に示す実質部(&fl織
)および血液(血球)からの散乱波(受信信号振幅)を
対応づけて示したものである。この散乱波から判明する
ように、血液からの散乱パワーは、組織からの散乱パワ
ーに比べてかなり小さい。また、&l1mと血液との間
の壁から、大きな反射が帰ってくることが多い、このた
め、&IIVaで起こる多重反射の影響が血液の反射波
に重なり、精度良く血液の散乱パワーを算出することが
難しいので、後述する第5図ドプラ検出器6−2−1な
いし6−2−mによってこれらの多重反射が血液からの
散乱パワーに混入することを防止している。FIG. 4(a) shows the scattered waves (received signal amplitude) from the parenchyma (&fl texture) and blood (blood cells) shown in FIG. 4(b) in association with each other. As is clear from this scattered wave, the power scattered from blood is considerably smaller than the power scattered from tissue. In addition, large reflections often return from the wall between &l1m and the blood. Therefore, the effects of multiple reflections occurring in &IIVa overlap with the blood reflected waves, making it difficult to accurately calculate the blood scattering power. Since this is difficult, Doppler detectors 6-2-1 to 6-2-m in FIG. 5, which will be described later, prevent these multiple reflections from being mixed into the scattered power from the blood.
第5図は、本発明の具体例構成図を示す。FIG. 5 shows a configuration diagram of a specific example of the present invention.
第5図において、RF信号は、バンドパスフィルタ(群
)10に入力して複数の狭帯域の信号に分離する。これ
らの複数の狭帯域の信号はLPFによって高周波成分を
遮断し、更に、f−″特性フィルタ6−1−1ないし6
−1−mを介してドプラ検出器6−2−1ないし6−2
−mにそれぞれ人力する。ここで f−TI特性フィル
タ6−1−1ないし6−1−mを通すのは、血液の散乱
特性が周波数f、散乱強度(あるいは微分散乱断面積)
をb、とすると、b、[4であることが知られているの
で、f−4特性を持つフィルタを通過させることにより
、周波数に対して一定の散乱特性を持つ信号を得ること
ができる。尚、nを他の値に設定するようにしてもよい
。In FIG. 5, the RF signal is input to bandpass filter(s) 10 and separated into a plurality of narrow band signals. High frequency components of these plurality of narrowband signals are blocked by an LPF, and further, f-'' characteristic filters 6-1-1 to 6-6 are used.
-1-m via Doppler detector 6-2-1 or 6-2
−m each manually. Here, the reason why the blood is passed through the f-TI characteristic filters 6-1-1 to 6-1-m is because the scattering characteristics of the blood are the frequency f, the scattering intensity (or the differential scattering cross section)
If b is, it is known that b,[4. Therefore, by passing the signal through a filter having f-4 characteristics, a signal having constant scattering characteristics with respect to frequency can be obtained. Note that n may be set to another value.
ドプラ検出器6−2−1ないし6−2−mは、直交検波
器、MT[フィルタ、血流速度検出手段、血液散乱パワ
ー算出手段から構成され、血流速度、血液散乱パワーを
算出するものである。The Doppler detectors 6-2-1 to 6-2-m are composed of a quadrature detector, an MT filter, a blood flow velocity detection means, and a blood scattering power calculation means, and are used to calculate blood flow velocity and blood scattering power. It is.
6−3は、血液速度あるいは血液の散乱パワーが閾値を
越える時間区間(時相)を検出するものである(第6図
参照〉。6-3 detects a time period (time phase) in which the blood velocity or blood scattering power exceeds a threshold value (see FIG. 6).
6−4は、血流速度によって血液からの散乱パワーが変
動する分を補償したり、あるいは被検者の赤血球の体積
分率のバラツキによる血液散乱パワーの変動分を補償す
るものである。6-4 compensates for variations in the scattered power from blood depending on blood flow velocity, or compensates for variations in blood scattered power due to variations in the volume fraction of red blood cells of the subject.
6−6は、血液参照時間区間検出手段6−3によって検
出された時間区間、あるいは外部指定65によって指定
された時間区間内で、血液からの散乱パワーをそれぞれ
の狭帯域の信号毎に平均するものである。6-6 averages the scattered power from the blood for each narrow band signal within the time interval detected by the blood reference time interval detection means 6-3 or within the time interval specified by the external specification 65. It is something.
6−7は、血流が非常に遅く血液からの散乱パワーを十
分に取れない時相の血液からの散乱パワーをm次補関す
るものである(第6図(ホ)は1次補間している)。6-7 is the m-order interpolation of the scattered power from the blood at a time phase where the blood flow is very slow and the scattered power from the blood cannot be obtained sufficiently (Figure 6 (e) is the linear interpolation. ).
6−8は、式(2)で示すような深さを変えた時のそれ
ぞれの狭帯域の信号に対して補間するものである。6-8 is for interpolating each narrowband signal when the depth is changed as shown in equation (2).
6−9は、各走査線間で得られる血液からの散乱パワー
の空間平均を行うものである。6-9 is for spatially averaging the power scattered from blood obtained between each scanning line.
5−1は、&1)織からの散乱パワーを算出するもので
ある。5-1 is for &1) calculating the scattered power from the fabric.
5−2は、各走査線で得られる&1)w1がらの散乱パ
ワーの空間平均を行うものである。5-2 is for spatially averaging the scattered power of &1)w1 obtained in each scanning line.
7−1は、第1図の血液領域A、組織領域Bに示すよう
なRotやマーカを指定したり、あるいはRotやマー
カが壁運動に追従する機能を動作させたりするものであ
る。7-1 specifies a Rot or a marker as shown in the blood region A and tissue region B in FIG. 1, or operates a function that allows the Rot or marker to follow wall motion.
7−2は、既述した散乱係数b、nを算出するものであ
る。7-2 is for calculating the scattering coefficients b and n described above.
7−3は、心筋方向と超音波とのなす角度によって、散
乱特性が変化する量を補正するものであ8−1は、超音
波診断装置からの画像、心電図などの情報である。7-3 is for correcting the amount by which the scattering characteristics change depending on the angle between the myocardial direction and the ultrasonic wave, and 8-1 is information such as images and electrocardiograms from the ultrasonic diagnostic device.
9−1は、表示制御を行うものである。9-1 performs display control.
9−2は、表示するデイスプレィなどである。9-2 is a display etc. for displaying information.
第6図は、血液参照時間区間(時相)・部位の説明図を
示す。FIG. 6 shows an explanatory diagram of blood reference time intervals (time phases) and regions.
第6図(イ〉は、Bモード像の表示領域と、血液パワー
の算出可能領域(Bl、B2)と、測定可能な&II織
の領域(TI、T2、T3)を示す。FIG. 6(A) shows the display area of the B-mode image, the areas where blood power can be calculated (Bl, B2), and the measurable areas of &II texture (TI, T2, T3).
第6図(ロ)は、心電図を示す。FIG. 6(b) shows an electrocardiogram.
第6図(ハ)は、血液散乱パワーと、血液パワーがある
閾値レベル以上に達する時間区間にマーカを付与して両
者を表示したものである。FIG. 6(C) shows both the blood scattering power and the time interval in which the blood power reaches a certain threshold level or more, with markers added to the display.
第6図(ニ)は、血流速度と、当該血液の流速がある閾
値レベル以上に達する時間区間にマーカを付けて両者を
表示したものである。FIG. 6(d) shows blood flow velocity and a time interval in which the blood flow velocity reaches a certain threshold level or more with markers attached to display both.
第6図(ホ)は、点線で示すように散乱パワーのある周
波数成分を1次補間したものである。この補間により、
全ての時相におけるm織の散乱係数を求めることが可能
となる。FIG. 6(e) is a result of linear interpolation of frequency components with scattered power as shown by dotted lines. With this interpolation,
It becomes possible to obtain the scattering coefficient of the m-weave in all time phases.
第7図は、散乱係数の表示例を示す。FIG. 7 shows an example of displaying scattering coefficients.
第7図(イ)は、Bモード像の表示領域と、血液参照領
域Bl、B2の血液散乱パワーを使って、組織T1、T
2の組織の散乱係数の算出の様子を示す。FIG. 7(a) shows tissues T1, T
2 shows how the scattering coefficient of the tissue is calculated.
第7図(ロ)は、心電図である。FIG. 7(b) is an electrocardiogram.
第7図(ハ)は、組織Ti T2の散乱係数nの時間的
に変化する状態の表示例を示す。FIG. 7(c) shows an example of how the scattering coefficient n of the tissue Ti T2 changes over time.
第7図(ニ)は、組織T1、T2の散乱係数すの時間的
に変化する状態の表示例を示す。FIG. 7(d) shows an example of how the scattering coefficients of tissues T1 and T2 change over time.
第7図(ホ)は、血液参照時相マーカを示す。FIG. 7(e) shows blood reference time phase markers.
第7図(へ〉は、Mモード像上に散乱係数をカラー表示
した例を示b、ここで、第7図(イ)ないしくホ)につ
いて、任意に組み合わせてデイスプレィ上に表示する。FIG. 7(f) shows an example in which the scattering coefficients are displayed in color on the M-mode image. Here, any combination of the scattering coefficients in FIGS. 7(a) to 7(e) is displayed on the display.
第8図は、散乱係数の表示例を示す。FIG. 8 shows an example of displaying scattering coefficients.
第8図(イ)は、カラードプラの表示されたBモード像
上で散乱係数b、nをカラー表示した例を示b、また、
領域を表すRoIも表示している。FIG. 8(A) shows an example in which the scattering coefficients b and n are displayed in color on the B-mode image displayed by color Doppler.
RoI representing the region is also displayed.
この図では、カラードプラと散乱係数b、、nとを同時
に表示しているが、別々の画面に分けて、あるいは散乱
係数のみを表示してもよい。In this figure, color Doppler and scattering coefficients b, , n are displayed simultaneously, but they may be displayed on separate screens or only the scattering coefficients may be displayed.
第8図(ロ)は、Bモード像をフリーズした状態で、心
筋方向にマーカを設定し、走査線方向となす角度による
角度依存性を補正するためのものである。補正係数を例
えば第8図(ハ)に示すように与える。FIG. 8(b) is for setting a marker in the myocardial direction with the B-mode image frozen, and correcting the angular dependence due to the angle formed with the scanning line direction. A correction coefficient is given, for example, as shown in FIG. 8(C).
第8図(二〉は、血液を参照とした空間的な組織の散乱
係数b、nをプロファイル化して表示したものである。FIG. 8 (2) is a profile display of spatial tissue scattering coefficients b and n with blood as a reference.
以上説明したように、本発明によれば、超音波散乱特性
の明確な血液からの異なる狭帯域の信号のそれぞれの散
乱パワーを用いて被測定対象の組織からのそれぞれの散
乱パワーを正規化し、被測定対象の&I織の散乱係数を
算出・表示する構成を採用しているため、被測定対象ま
での減衰の影響を受けないMmの散乱係数を正確に算出
して表示することができる。そして、この推定した&I
I織の正確な散乱係数b、nを画面上にBモード像、心
電図などと併せて表示し、診断確度を向上させることが
可能となる。As explained above, according to the present invention, the respective scattered powers from the tissue of the measurement target are normalized using the respective scattered powers of different narrow band signals from blood with distinct ultrasound scattering characteristics, Since the configuration is adopted to calculate and display the scattering coefficient of the &I fabric of the object to be measured, it is possible to accurately calculate and display the scattering coefficient of Mm, which is not affected by attenuation up to the object to be measured. And this estimated &I
It is possible to display the accurate scattering coefficients b and n of the I-weave on the screen together with the B-mode image, electrocardiogram, etc., thereby improving diagnostic accuracy.
第1図は本発明の1実施例構戒図、第2図は本発明の概
念説明図、第3図は送信超音波パルス特性と帯域分割側
説明図、第4図は血液散乱波の説明図、第5図は本発明
の具体例構成図、第6図は血液参照時間区間(時相)・
部位の説明図、第7図、第8図は散乱係数の表示例を示
す。
図中、lは超音波プローブ、5、S−tないし5−mは
組織散乱パワー算出手段、6.6−1ないし6−mは血
液散乱パワー算出手段、7は散乱係数算出手段、9は表
示装置、1oはバンドパスフィルタ(群)を表す。Fig. 1 is a schematic diagram of one embodiment of the present invention, Fig. 2 is a conceptual explanatory diagram of the present invention, Fig. 3 is an explanatory diagram of transmitted ultrasonic pulse characteristics and band division side, and Fig. 4 is an explanation of blood scattered waves. 5 is a configuration diagram of a specific example of the present invention, and FIG. 6 is a blood reference time interval (time phase).
The explanatory diagrams of the parts, FIGS. 7 and 8, show examples of display of scattering coefficients. In the figure, l is an ultrasound probe, 5, S-t to 5-m are tissue scattering power calculation means, 6. 6-1 to 6-m are blood scattering power calculation means, 7 is a scattering coefficient calculation means, and 9 is a scattering coefficient calculation means. The display device, 1o, represents the bandpass filter(s).
Claims (3)
表示する超音波診断装置において、 複数の狭帯域の超音波パルスを同時あるいは別々に送信
、または広帯域の超音波パルスを送信し、反射して到来
した反射信号について、複数の狭帯域の信号を取り出す
バンドパスフィルタ(10)と、このバンドパスフィル
タ(10)によって取り出した複数の狭帯域の信号につ
いて、生体内の血液からのものの散乱パワーをそれぞれ
算出し、算出した散乱パワーから更に被測定対象の組織
の位置における血液散乱パワーを推定する血液散乱パワ
ー算出手段(6)と、 このバンドパスフィルタ(10)によって取り出した複
数の狭帯域の信号について、生体内の被測定対象の組織
からのものの組織散乱パワーをそれぞれ算出する組織散
乱パワー算出手段(5)と、上記血液散乱パワー算出手
段(6)により推定した血液散乱パワーによって、上記
組織散乱パワー算出手段(5)により算出した組織散乱
パワーをそれぞれ正規化し、組織の散乱係数b、nを算
出する散乱係数算出手段(7)とを備え、 この算出した被測定対象の組織の散乱係数b、nを表示
するように構成したことを特徴とする超音波診断装置。(1) Calculate the scattering coefficient of the living body from the received ultrasound signal.
In the ultrasound diagnostic device that displays, multiple narrowband ultrasound pulses are transmitted simultaneously or separately, or broadband ultrasound pulses are transmitted and multiple narrowband signals are extracted from the reflected signals that arrive. A band-pass filter (10) and a plurality of narrow-band signals extracted by this band-pass filter (10) are used to calculate the scattering power of the in-vivo blood, and from the calculated scattering power, A blood scattering power calculating means (6) for estimating blood scattering power at a tissue position; and a blood scattering power calculation means (6) for estimating blood scattering power at a tissue position; The tissue scattering power calculated by the tissue scattering power calculating means (5) is calculated by the blood scattering power estimated by the tissue scattering power calculating means (5) and the blood scattering power calculating means (6), respectively, which calculates the scattering power. A scattering coefficient calculating means (7) for normalizing and calculating the scattering coefficients b and n of the tissue, and is configured to display the calculated scattering coefficients b and n of the tissue to be measured. Ultrasound diagnostic equipment.
ーあるいは血流速度が閾値レベルを越える時間区間につ
いてそれぞれの狭帯域の信号の散乱パワーの平均を算出
し、これらの算出した血液散乱パワーを用いて被測定対
象の組織の散乱係数b、nを算出・表示するように構成
したことを特徴とする超音波診断装置。(2) In claim (1), the average scattering power of each narrow band signal is calculated for a time interval in which the blood scattering power or blood flow velocity exceeds a threshold level, and the calculated blood scattering power is An ultrasonic diagnostic apparatus characterized in that it is configured to calculate and display scattering coefficients b and n of a tissue to be measured using power.
化するグラフとして表示するように構成したことを特徴
とする請求項第(1)項および第(2)項記載の超音波
診断装置。(3) Ultrasonic diagnosis according to claims (1) and (2), characterized in that the estimated scattering coefficients b and n of the tissue are displayed as a graph that changes over time. Device.
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP1170767A JPH0332654A (en) | 1989-06-30 | 1989-06-30 | Ultrasonic diagnostic device |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP1170767A JPH0332654A (en) | 1989-06-30 | 1989-06-30 | Ultrasonic diagnostic device |
Publications (1)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPH0332654A true JPH0332654A (en) | 1991-02-13 |
Family
ID=15911000
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP1170767A Pending JPH0332654A (en) | 1989-06-30 | 1989-06-30 | Ultrasonic diagnostic device |
Country Status (1)
Country | Link |
---|---|
JP (1) | JPH0332654A (en) |
Cited By (2)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2002521168A (en) * | 1998-07-30 | 2002-07-16 | ボストン サイエンティフィック リミテッド | Method and apparatus for spatially and temporally filtering ultrasound image processing data in a blood vessel |
KR100468940B1 (en) * | 2002-10-28 | 2005-01-31 | 박인호 | sidewalk block assembly with tiles |
-
1989
- 1989-06-30 JP JP1170767A patent/JPH0332654A/en active Pending
Cited By (2)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
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JP2002521168A (en) * | 1998-07-30 | 2002-07-16 | ボストン サイエンティフィック リミテッド | Method and apparatus for spatially and temporally filtering ultrasound image processing data in a blood vessel |
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