JPH0592001A - Ultrasonic diagnosing device - Google Patents

Ultrasonic diagnosing device

Info

Publication number
JPH0592001A
JPH0592001A JP25646891A JP25646891A JPH0592001A JP H0592001 A JPH0592001 A JP H0592001A JP 25646891 A JP25646891 A JP 25646891A JP 25646891 A JP25646891 A JP 25646891A JP H0592001 A JPH0592001 A JP H0592001A
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
blood flow
direction
velocity
image
ultrasonic
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Pending
Application number
JP25646891A
Other languages
Japanese (ja)
Inventor
Ryoichi Kanda
Kinya Takamizawa
Satoshi Tezuka
Takanobu Uchibori
孝信 内堀
智 手塚
良一 神田
欣也 高見沢
Original Assignee
Toshiba Corp
Toshiba Medical Eng Co Ltd
東芝メデイカルエンジニアリング株式会社
株式会社東芝
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Toshiba Corp, Toshiba Medical Eng Co Ltd, 東芝メデイカルエンジニアリング株式会社, 株式会社東芝 filed Critical Toshiba Corp
Priority to JP25646891A priority Critical patent/JPH0592001A/en
Publication of JPH0592001A publication Critical patent/JPH0592001A/en
Application status is Pending legal-status Critical

Links

Abstract

PURPOSE:To provide the ultrasonic diagnosing device which can obtain the true blood flow velocity and the blood image using this true blood flow velocity. CONSTITUTION:The ultrasonic diagnosing device has a means which transmits ultrasonic waves into a testee body and receives the reflected waves reflected from a moving body in each of the plural signal reception directions having three-dimensional relations with each other, D mode processing systems 9a, 9b, 9c, 9d which extract Doppler components from each of the plural reception signals obtd. by the signal receiving means and a vector computing element 11 which obtains the information on the movement of the moving body in accordance with the Doppler components and the signal reception directions.

Description

【発明の詳細な説明】 DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION

【0001】 [0001]

【産業上の利用分野】本発明は、超音波のドップラ効果を利用して被検体内の移動体(血球)の移動情報を収集し診断に供する超音波診断装置に関する。 The present invention relates to relates to an ultrasonic diagnostic apparatus provided for collecting diagnose the movement information by utilizing the Doppler effect of ultrasonic mobile in the subject (blood cells).

【0002】 [0002]

【従来の技術】現在、超音波ドップラ法とパルス反射法とを併用することによって、1つの超音波プローブでカラー2次元血流像と断層像(Bモード像)とをリアルタイムで得、カラー2次元血流像を断層像に重ねて表示したり、オペレータが指定したサンプルポイント(観測点)おける時間経過にともなう血流速度の変化を表示(1ポイントドップラ法による表示)したりする超音波血流イメージング装置が臨床の場で用いられている。 At present, by using both the ultrasonic Doppler method and pulse echo method, obtain color 2-dimensional blood flow image and tomographic image and (B mode image) in real time one ultrasonic probe, color 2 or displayed over the tomographic image dimensions blood flow image, ultrasound blood or sample point designated by the operator (display by 1 point Doppler method) (observation point) displays the change in blood flow velocity with the definitive time flow imaging devices are used in clinical practice. このような装置においてカラー2次元血流像や血流速度を得るための血流の流動情報は、ドップラ効果を利用して得ている。 Flow blood flow information in order to obtain a color two-dimensional blood flow image and blood flow velocity in such a device is obtained using the Doppler effect.

【0003】すなわち、被検体内を流れている血流に対して超音波パルスを送波すると、この超音波ビームの中心周波数fc は流動する血球によって散乱されドップラ偏移を受けて周波数(ドップラ偏移周波数)fd だけ変化する。 [0003] That is, when transmitting an ultrasonic pulse to the blood flow flowing through the inside of the subject, the center frequency fc is subjected to Doppler shift is scattered by blood cells flowing frequency (Doppler polarization of the ultrasonic beam to change shifts the frequency) fd. よって受信周波数fは次の式(1)で表すことができる。 Therefore the receiving frequency f can be expressed by the following equation (1). f=fc +fd …(1) f = fc + fd ... (1)

【0004】カラー2次元血流像は、このドップラ偏移周波数fd を走査面内の多数点に関して求め、各点毎に該ドップラ偏移周波数fd の極性に応じて色相を与え、 [0004] Color 2-dimensional blood flow image is determined for many points within the scan plane the Doppler shift frequency fd, given a hue in accordance with the polarity of the Doppler shift frequency fd in each point,
またレベルに応じて明るさを与え、その各点の色相と明るさのデータを2次元平面上に分布させた像である。 The given brightness depending on the level, which is the image hue and brightness data was distributed on a two-dimensional plane at each point. ここで、ドップラ偏移周波数fd のレベルは、真の血流速度の中の超音波ビーム方向に関する速度成分によって決定される。 Here, the level of the Doppler shift frequency fd is determined by the velocity component to an ultrasonic beam direction within the true blood flow velocity. よって、カラー2次元血流像は、血流の方向、すなわち音源(超音波探触子)から遠ざかる血流であるか向かってくる血流であるか、または血流の超音波ビーム方向に関する速度成分のレベルを表現する。 Speed ​​Therefore, the color two-dimensional blood flow image, the direction of blood flow, i.e. whether it is the blood flow coming towards whether the blood flow away from the sound source (ultrasonic probe), or an ultrasound beam direction of the blood flow to express the level of the component.

【0005】一方、1ポイントドップラ法は、観測点のドップラ偏移周波数fd と、超音波ビーム方向と血流方向とのなす角度を用いて、観測点における真の血流速度、すなわち絶対速度を求めようとする方法である。 On the other hand, one point Doppler method, the Doppler shift frequency fd of the observation point, using the angle between the ultrasound beam direction and the blood flow direction, the true blood flow velocity at the observation point, i.e., the absolute velocity is a method to be obtained.

【0006】ここで、ドップラ偏移周波数fd は式(2)のような関係を有している。 [0006] Here, the Doppler shift frequency fd has a relationship as equation (2). ただし、血流速度をv、超音波ビーム方向と血流方向とのなす角度をθ、音速をCとする。 However, the blood flow velocity v, the angle between the ultrasound beam direction and the blood flow direction theta, the sound velocity and C. fd =(2v・ cosθ/C)・f …(2) 従って、ドップラ偏移周波数fd と、超音波ビーム方向と血流方向とのなす角度θを検出することによって血流速度vを得ることができる。 fd = (2v · cosθ / C) · f ... (2) Therefore, the Doppler shift frequency fd, it is possible to obtain the blood flow velocity v by detecting the angle θ of the ultrasound beam direction and the blood flow direction it can.

【0007】現在、超音波ビーム方向と血流方向とのなす角度θを計測する方法や、角度θ成分を補正する方法が様々に考案され、真の血流速度を得ようと試みがなされている。 [0007] Currently, a method of measuring the angle θ of the ultrasound beam direction and the blood flow direction, a method of correcting the angle θ component is variously devised, it has been made attempts to obtain the true blood flow velocity there. 例えば、カラー2次元血流像、あるいは断層像上に角度測定用のマーカ(バー)、いわゆるアングルマーカを表示させ、血流像あるいは断層像を用いて観測点が存する血流の方向あるいは血管壁に沿ってアングルマーカ方向を操作して合わせ、そのアングルマーカ方向に基づいて角度θを測定する方法である。 For example, marker (Bar) for angle measurement on the color 2-dimensional bloodstream image, or tomographic image, to display the so-called angle marker, the blood flow observation point resides with blood flow image or the tomographic image direction or the blood vessel wall combined by manipulating the angle marker along the a method of measuring the angle θ based on the angle marker direction. この方法は非常に手間がかかるという欠点がある。 This method has the disadvantage that it is very time-consuming. 次に角度θ成分の補正を自動的に行う方法を示す。 Then illustrating a method for automatically correcting the angle θ components.

【0008】この方法は、超音波ビームを異なる2点から送受信し、各超音波ビームのビーム方向に関する2種類の速度成分(ドップラ偏移周波数fd )を検出し、それら速度成分の差異に応じて補正を行う方法である。 [0008] This method is to transmit and receive ultrasonic beams from two different points to detect the two velocity components about the beam direction of each ultrasonic beam (Doppler shift frequency fd), depending on the difference in their velocity components correction is a way to do. この場合、複数の振動子が並設してなる探触子を用い、その振動子配列を2群に分割し、各群単位で超音波ビームを送受信する。 In this case, a plurality of transducers using the probe formed by juxtaposed, split the vibrator arranged in two groups, to transmit and receive ultrasonic beams in each group unit.

【0009】しかし、いずれの方法を用いても、真の血流速度を十分測定することができない。 [0009] However, using any method, it is impossible to sufficiently measure the true blood flow velocity. 図14は、カラー2次元血流像、あるいは断層像を得たときの走査面Q Figure 14 is a scanning plane Q when the resulting color 2-dimensional bloodstream image, or tomographic image
が、血管Bの走行方向(血流方向)に対して斜めである状態を示していて、通常、この状態で走査している場合がほとんどである。 It is a shows the state that is oblique traveling to the direction (blood flow direction) of the blood vessel B, usually, when it is almost being scanned in this state. 図15は図14に示した状態をXY Figure 15 is XY a state shown in FIG. 14
Z空間で示した図である。 It illustrates in Z space. ここで、図15のXY平面は、図14に示した走査面Qを含む平面であるとする。 Here, XY plane in FIG. 15 is assumed to be a plane including the scanning plane Q of FIG. 14.
いま、送受波点S1 から超音波ビームR1 を送受信し、 Now, transmitting and receiving an ultrasonic beam R1 from the transducing point S1,
観測点R0 の血流速度を得る場合について考える。 Consider the case of obtaining a blood flow velocity of the observation point R0. このとき、アングルマーカをカラー2次元血流像、あるいは断層像上で操作し得られる角度θ´は、超音波ビームR At this time, the angle θ'which is obtained by operating the angle marker color 2-dimensional bloodstream image, or on the tomographic image, the ultrasound beam R
1 と真の血流方向BDのXY平面に関する血流方向BD Blood flow direction BD about 1 and a true XY plane direction of blood flow BD
´とのなす角度であり、真の角度θではなく、そのためこの角度θ´を用いて得られる血流速度V´は真の血流速度VのXY平面に関する速度成分であり、当然真の血流速度Vではない。 Is an angle formed between ', rather than a true angle theta, therefore blood flow rate V'obtained using this angle θ'is the velocity component in the XY plane of the true blood flow velocity V, of course true blood not a flow velocity V.

【0010】また、送受波点S1 から超音波ビームR1 [0010] The ultrasonic beams R1 from transducing points S1
を送受信し超音波ビームR1 方向に関する速度成分v1 Velocity component about the transmitted and received ultrasound beams R1 direction v1
と、XY平面に存する他の送受波点S2 から超音波ビームR2 を送受信し超音波ビームR2 方向に関する速度成分v2 とを用いて角度θ´補正して得られる血流速度V When the blood flow velocity V obtained by an angle θ'corrected using a velocity component v2 to ultrasonic beams R2 direction and receive an ultrasonic beam R2 from other transducing point S2, it lies in the XY plane
´も同様に、真の血流速度VのXY平面に関する速度成分であり、当然真の血流速度Vではない。 'Likewise a velocity component in the XY plane of the true blood flow velocity V, not a naturally true blood flow velocity V. このように従来装置を用いて、真の血流速度を十分得ているとは言い難たく、真の血流速度VのXY平面に関する速度成分を得ているにすぎない。 Thus by using the conventional apparatus, Taku difficulty to say that to obtain sufficient real blood flow rate, merely obtaining a velocity component in the XY plane of the true blood flow velocity V.

【0011】また、前述したように、カラー2次元血流像からは超音波ビームの方向に関する速度成分を得ているにすぎず、さらに、血流全体の様子を観察する場合に、そのカラー2次元血流像における超音波探触子(超音波送受波点)の位置と各点の位置関係を常に考慮しながら観察する必要がある。 Further, as described above, from the color two-dimensional blood flow image not only to obtain a velocity component about the direction of the ultrasonic beam, further, when observing the state of the whole blood, the color 2 always it is necessary to observe while considering the positional relationship between the position and each point of the ultrasonic probe (ultrasonic transmitter points) in dimension blood flow image. というのも、複雑に走行する血管においてはその血管内の血流であっても、超音波送受波点から遠ざかる血流部分と向かってくる部分とをともに有するために、異った色相で表示される場合がある。 Since, in the blood vessel complicatedly running a blood flow within the vessel, in order to have both a portion coming towards the bloodstream portions away from ultrasonic transmitter point, displayed in hue different Tsu there is a case to be.

【0012】 [0012]

【発明が解決しようとする課題】そこで本発明の目的は、真の血流速度を得、さらにその真の血流速度を用いた血流画像を得ることができる超音波診断装置を提供することである。 OBJECTS OF THE INVENTION It is an object of The present invention is to provide an ultrasonic diagnostic apparatus that can obtain a true blood flow velocity to obtain further blood flow image using the true blood flow velocity it is.

【0013】 [0013]

【課題を解決するための手段】被検体内に超音波を送波し移動体から反射する反射波を互いに3次元的関係を有する複数の受信方向毎に受信する手段と、前記受信手段により得られた前記複数の受信信号毎にドップラ成分を抽出する手段と、前記ドップラ成分と前記受信方向とに基づいて前記移動体の移動情報を得る手段とを具備することを特徴とする超音波診断装置 Means for receiving for each of a plurality of receiving directions with three-dimensional relation to each other reflected waves reflected from and transmitting an ultrasonic wave into the subject moving body Means for Solving the Problems], obtained by the receiving means means for extracting Doppler components for each of the plurality of received signals which are ultrasonic diagnostic apparatus characterized by comprising a means for obtaining movement information of the moving body based on said Doppler component and the receiving direction

【0014】 [0014]

【作用】本発明によれば、被検体内に超音波を送波し移動体から反射する反射波を互いに3次元的関係を有する複数の受信方向毎に受信し、得られた複数の受信信号毎にドップラ成分を抽出し、そのドップラ成分と前記受信方向とに基づいて前記移動体の移動情報を得ることができる。 According to the present invention, it received for each of a plurality of receiving directions with three-dimensional relation to each other reflected waves reflected from the moving body to transmit ultrasonic waves into the subject, resulting plurality of received signals Doppler components extracted, it is possible to obtain movement information of the moving object based on said reception direction and its Doppler components for each.

【0015】 [0015]

【実施例】以下、図面を参照しながら実施例を説明する。 EXAMPLES Hereinafter, the embodiment will be described with reference to the accompanying drawings.

【0016】図1は、本発明の実施例に係る超音波診断装置の構成を示すブロック図であり、図2は、図1に示したD(ドップラ)モード処理系の構成を示すブロック図であり、図3は、図1に示した超音波探触子の振動子配列を示す図である。 [0016] Figure 1 is a block diagram showing a configuration of an ultrasonic diagnostic apparatus according to an embodiment of the present invention, FIG. 2 is a block diagram showing the configuration of a D (Doppler) mode processing system shown in FIG. 1 There, FIG. 3 is a diagram showing a transducer array of the ultrasonic probe shown in FIG.

【0017】超音波探触子2は、図3に示すように、複数の圧電素子(振動子)1 11 〜1 nnをマトリクス状に配列してなる、いわゆる2次元アレイ型超音波探触子である。 The ultrasonic probe 2, as shown in FIG. 3, formed by arranging a plurality of piezoelectric elements (vibrators) 1 11 to 1 nn in a matrix, so-called two-dimensional array type ultrasonic probe it is. 各振動子1 11 〜1 nnに与える電圧のタイミングを変えることにより超音波ビームを扇状に走査することや、 And scanning the ultrasonic beam in a fan shape by changing the timing of the voltage to be applied to each transducer 1 11 to 1 nn,
フォーカスさせることができる。 It is possible to focus. なお、超音波探触子2 In addition, the ultrasonic probe 2
の走査方式は、セクタ電子走査方式、あるいはリニア電子走査方式、または機械走査方式のいずれを採用してもよいが、ここでは、セクタ電子走査方式とする。 Scanning method of the sector scan type, or linear scan type, or may employ any of the mechanical scanning method, it is assumed here that a sector scan type. そして、複数の振動子1 11 〜1 nnは、複数の領域、図3に示したようにここでは4つの領域A、B、C、Dに等分に分割されていて、これら4つの領域A、B、C、D毎にエコー信号を受信する。 Then, the plurality of transducers 1 11 to 1 nn, a plurality of regions, the four regions A in this case as shown in FIG. 3, B, C, be divided equally into D, these four areas A , B, C, receiving echo signals for each D.

【0018】送信遅延回路4は、パルス発生器3から供給されるパルスを入力し、そのパルスに遅延コントローラ2から供給される各振動子毎の遅延信号(送信遅延信号)に応じた遅延時間を与え、超音波探触子2に駆動パルスをプリアンプを通して供給し、超音波ビームを送信させる。 The transmission delay circuit 4 receives the pulses supplied from the pulse generator 3, the delay time corresponding to a delay signal for each transducer supplied from the delay controller 2 to the pulse (transmission delay signal) given, a drive pulse is supplied through the preamplifier to the ultrasonic probe 2 to transmit an ultrasonic beam. 遅延コントローラ2は、その送信遅延信号を制御することによって超音波ビームを扇状に走査し多数点でフォーカスさせたりするとともに、4つの領域A、 Delay controller 2, together or to focus multiple points by scanning an ultrasonic beam in a fan shape by controlling the transmission delay signal, the four regions A,
B、C、Dに対応して設けられた4系統の受信遅延回路5a 〜5d 毎に異なる受信遅延信号を受信遅延回路5a B, C, reception delay different reception delay signal for each reception delay circuit 5a ~5D four systems provided corresponding to the D circuit 5a
〜5d に供給するとともに、その送信遅延信号と受信遅延信号とをベクトル演算器11に供給する。 Supplies to ~5D, supplies the received delayed signal and its transmission delay signal to the vector arithmetic unit 11.

【0019】受信遅延回路5a 〜5d は、超音波探触子2で受信され、そしてプリアンプで所定のレベルまで増幅されたエコー信号を入力し、遅延コントローラ2から供給される受信遅延信号に基づいて該エコー信号に遅延時間を与え、そのエコー信号に受信指向性を与える。 The reception delay circuit 5a ~5D is received by the ultrasonic probe 2, and enter the echo signal amplified to a predetermined level by a preamplifier, based on the reception delay signal supplied from the delay controller 2 giving a delay time in said echo signals to provide a reception directivity to the echo signal. ここで受信指向性とは、多方向に放射される反射波の中の所望に方向の反射波のみを受信する特性であり、この受信指向性を変えることにより様々な方向から受信するエコー信号の中から所望の方向からの受信信号だけを抽出することができる。 Here the reception directivity and is desired to receive only the direction of the reflected wave characteristic in the reflected wave emitted in multiple directions, the echo signals received from various directions by changing the reception directivity only received signal from a desired direction can be extracted from the. 受信遅延回路5a は、超音波探触子2の領域Aに対応していて設けられていて、主に領域A The reception delay circuit 5a is provided correspond to a region A of the ultrasonic probe 2, primarily the area A
で受信したエコー信号に対して遅延時間を与え、観測点(反射点)から領域Aの中心点Sa に向かうエコー信号だけを得るための受信指向性を与える。 In giving a delay time to the received echo signals, providing reception directivity to obtain only an echo signal toward the center point Sa of the region A from the observation point (reflection point). 受信遅延回路5 The reception delay circuit 5
b は、超音波探触子2の領域Bに対応していて設けられていて、主に領域Bで受信したエコー信号に対して遅延時間を与え、観測点(反射点)から領域Bの中心点Sb b is provided correspond to a region B of the ultrasonic probe 2, mainly giving a delay time with respect to the echo signal received by the region B, from the observation point (reflection point) in the area B center point Sb
に向かうエコー信号だけを得るための受信指向性を与える。 Providing reception directivity for obtaining only echo signals towards. 受信遅延回路5c は、超音波探触子2の領域Cに対応していて設けられていて、主に領域Cで受信したエコー信号に対して遅延時間を与え、観測点(反射点)から領域Cの中心点Sc に向かうエコー信号だけを得るための受信指向性を与える。 The reception delay circuit 5c is provided with supports to the ultrasonic probe 2 in the region C, giving a delay time with respect to the echo signal received mainly in the region C, the region from the observation point (reflection point) providing reception directivity to obtain only an echo signal toward the C center point Sc of. 受信遅延回路5d は、超音波探触子2の領域Dに対応していて設けられていて、主に領域Dで受信したエコー信号に対して遅延時間を与え、観測点(反射点)から領域Dの中心点Sd に向かうエコー信号だけを得るための受信指向性を与える。 The reception delay circuit 5d is provided correspond to a region D of the ultrasonic probe 2, giving a delay time with respect to the echo signal received mainly in the area D, the area from the observation point (reflection point) providing reception directivity to obtain only an echo signal toward the center point Sd of D. このように、領域A、B、C、D毎に異なる受信指向性を与えることにより、同一の反射体から他方向(3次元方向)に反射する反射波の中から領域A、B、C、Dの各中心点Sa,Sb,Sc,Sd の方向に向かう各エコー信号を同時に受信することができる。 Thus, regions A, B, C, by providing different reception directivity for each D, area from a reflected wave reflected from the same reflector in the other direction (three-dimensional directions) A, B, C, each center point of D Sa, Sb, Sc, each echo signal toward the direction of Sd can be received simultaneously.

【0020】加算器6a 〜6d は、受信遅延回路5a 〜 The adder 6a ~6D the reception delay circuits 5a ~
5d それぞれに対応して設けられていて、各受信遅延回路5a 〜5dから出力する各振動子のエコー信号を加算合成する。 It 5d be provided in correspondence with, for adding and combining the echo signals of each transducer output from the reception delay circuit 5a ~5d.

【0021】Bモード処理系10は、加算器6a 〜6d The B-mode processing system 10, the adder 6a ~6D
のいずれか、ここでは加算器6a の出力を受け、そのエコー信号の強度(輝度)を検出し、Bモード像(断層像)として出力する。 Either, here it receives the output of the adder 6a, detects the intensity (luminance) of the echo signal, and outputs a B-mode image (tomographic image). 図示したように、Bモード処理系10は、対数増幅器10a,包絡線検波回路10b,A/D As shown, B-mode processing system 10, a logarithmic amplifier 10a, an envelope detection circuit 10b, A / D
変換器10c を備えていて、対数増幅器10a で加算器6a から受けた合成エコー信号を対数増幅し、包絡線検波回路10b で包絡線を検波し、そしてA/D変換器1 They comprise a transducer 10c, a synthesized echo signal received from the adder 6a the logarithmic amplifier 10a and logarithmic amplification, detects an envelope at the envelope detection circuit 10b, and A / D converter 1
0c でディジタル信号に変換する。 It converted into a digital signal by 0c.

【0022】発振器7は、発振パルス信号をD(ドップラ)モード処理系9a〜9d へ供給し、90度移相器8 The oscillator 7, an oscillation pulse signal supplied to the D (Doppler) mode processor 9a to 9d, 90-degree phase shifter 8
は発振器7から出力した発振パルス信号の位相を90度移相させてDモード処理系9a 〜9d へ供給する。 Supplies to the phase of the oscillation output pulse signal from the oscillator 7 is 90-degree phase shift to the D-mode processor 9a ~9d.

【0023】Dモード処理系9a 〜9d は、加算器6a [0023] D-mode processor 9a ~9D includes an adder 6a
〜6d それぞれに対応して設けられていて、Dモード処理系9a は図2に示したように、位相検波回路9a1, 9 ~6d be provided corresponding to each, as D-mode processor 9a is shown in FIG. 2, the phase detection circuit 9a1, 9
a5、ローパスフィルタ(L.P.F)9a2, 9a6、A/ a5, a low-pass filter (L.P.F) 9a2, 9a6, A /
D変換器9a3, 9a7、ムービングターゲットインジェクタフィルタ(MTIフィルタ)9a4,9a8、自己相関器9a9を備えている。 D converter 9a3, 9a7, moving target injector filter (MTI filter) 9a4,9a8, and a autocorrelator 9A9. 他のDモード処理系9b〜9d も同様の構成である。 Other D-mode processor 9b~9d has the same configuration. ここで、Dモード処理系9a は自己相関器9a9を除く各部を2つずつ、すなわち2系統備え、 Here, D-mode processor 9a is one by 2 units except the autocorrelator 9A9, i.e. comprises two systems,
加算器6a の出力を2チャンネルに分割して処理しているのは、Dモード処理系9a の出力、すなわちドップラ偏移周波数の正負(血流方向)を検出するためである。 What was treated by dividing the output of the adder 6a into two channels, the output of the D-mode processor 9a, that is, to detect the positive and negative (blood flow direction) of the Doppler shift frequency.
位相検波回路9a1, 9a5それぞれは、発振器7と90度移相器8から入力する互いに90度位相の異なるパルス信号を用いて加算器6a のエコー信号について直交位相検波し、ローパスフィルタ9a2, 9a6それぞれは、位相検波回路9a1, 9a5の出力から高周波成分を除去し、A Phase detection circuit 9a1, 9a5, respectively, the oscillator 7 and using different pulse signals 90 degrees out of phase with each other to enter the 90-degree phase shifter 8 and quadrature phase detection on the echo signal of the adder 6a, the low-pass filter 9a2, 9a6, respectively removes a high frequency component from the output of the phase detection circuit 9a1, 9a5, a
/D変換器9a3, 9a7はローパスフィルタ9a2, 9a6の出力をディジタル信号に変換し、ムービングターゲットインジェクタフィルタ9a4, 9a8それぞれは、そのディジタル信号の中の血球成分だけの信号、すなわちドップラ偏移信号を抽出し、自己相関器9b9はムービングターゲットインジェクタフィルタ9a4, 9a8それぞれの出力を受け、自己相関係数をベクトル演算器11に出力する。 / D converter 9a3, 9a7 converts the output of the low-pass filter 9a2, 9a6 to the digital signal, the moving target injector filter 9a4, 9A8, respectively, blood cell components only signals in the digital signal, namely a Doppler shift signal extracted, autocorrelator 9b9 receives the output of each moving target injector filter 9a4, 9A8, and outputs the autocorrelation coefficients in the vector arithmetic unit 11. このドップラ偏移信号は領域Aの受信指向性に対応した信号であり、すなわち真の血流速度の中のA方向(観測点から領域Aの中心点Sa への方向)に関する速度成分(以下「A方向速度成分」と称する)である。 The Doppler shift signal is a signal corresponding to the reception directivity of the area A, i.e. (direction from the observation point to the center point Sa of the region A) A direction within the true blood velocity velocity component (hereinafter on " an a is referred to as a directional velocity component "). ここで、ムービングターゲットインジェクタ(Moving-Tar Here, the moving target injector (Moving-Tar
get-Indicator )とは、レーダで使用されている技術で、移動目標だけをドップラ効果を利用して検出する方法である。 The get-Indicator) and is a technology used in radar, only moving target is a method of detecting by utilizing the Doppler effect. 他のDモード処理系9b 〜9d も同様に各領域B、C、Dの受信指向性に対応したドップラ偏移信号、すなわち真の血流速度の中のB方向(観測点から領域Bの中心点Sb への方向)に関する速度成分(以下「B方向速度成分」と称する)、真の血流速度の中のC Other D-mode processor 9b ~9D likewise the regions B, C, Doppler shift signals corresponding to the reception directivity and D, i.e., the center of the area B from the B direction (the observation point in the real blood flow velocity velocity component (hereinafter regarding direction) to the point Sb is referred to as "B direction speed component"), C within the true blood flow velocity
方向(観測点から領域Cの中心点Sc への方向)に関する速度成分(以下「C方向速度成分」と称する)、真の血流速度の中のD方向(観測点から領域Dの中心点Sd Direction velocity component about the (direction of the center point Sc region C from the observation point) (hereinafter referred to as "C direction speed component"), the center point of region D from the D direction (the observation point in the real blood flow velocity Sd
への方向)に関する速度成分(以下「D方向速度成分」 Velocity component about the direction) to (hereinafter "D-directional velocity component"
と称する)を抽出し、ベクトル演算器11に出力する。 Extracting a designated) to the vector calculator 11.
なお、自己相関器9a9の後にドップラ偏移信号を平均速度演算、分散演算、パワー演算を行う演算部を介して平均速度データ、分散データ、パワーデータを得、そのデータをベクトル演算器11に出力するようにしてもよい。 The average speed calculating a Doppler shift signal after the autocorrelator 9A9, distributed computing, via the operation unit which performs power calculation resulting average velocity data, dispersion data, power data, outputs the data to the vector calculator 11 it may be.

【0024】ベクトル演算器11は、Dモード処理系9 The vector calculator 11, D-mode processor 9
a 〜9d それぞれから真の血流速度のA、B、C、D方向速度成分を入力し、遅延コントローラ2から送信遅延信号と該A、B、C、D方向速度成分それぞれに対応した受信遅延信号(A、B、C、D方向)とを入力し、真の血流情報(速度および方向)Vを演算する。 a ~9D from each of the true blood flow velocity A, B, C, enter the D direction velocity component, transmission delay signal and the A delay controller 2, B, C, reception delay corresponding to the respective D-directional velocity component signal type (a, B, C, D direction) and calculates the real blood flow information (velocity and direction) V. この演算処理は、A、B、C、D方向速度成分にその方位情報を与えて、速度ベクトルVa,Vb,Vc,Vdをベクトル関数Fにより演算することにより、真の速度ベクトル(血流情報)を得る処理である。 This processing is, A, B, C, giving the azimuth information in the D direction velocity component, velocity vector Va, Vb, Vc, by calculating Vd by the vector function F, the true velocity vector (blood flow information ) is a process to obtain. V=F(Va,Vb,Vc,Vd) V = F (Va, Vb, Vc, Vd)

【0025】A、B、C、D方向速度成分の方位情報は、送信遅延信号により特定される観測点(フォーカス点)の位置と、受信遅延信号により特定される領域A、 [0025] A, B, C, the orientation information D direction velocity component, and the position of the observation point specified by the transmission delay signal (focus point), the area A is identified by the received delay signal,
B、C、Dの各中心点(受信点)Sa,Sb,Sc,Sd の位置との関係との基づいて得ることができる。 B, may be C, the center point of the D (reception point) Sa, Sb, Sc, obtained on the basis of the relationship between the position of the Sd. この真の速度ベクトル(血流情報)を走査面の多数点全てについて算出し、表示処理部12に出力する。 The true velocity vectors (blood flow information) calculated for all multiple points of the scanning plane, and outputs to the display processing unit 12.

【0026】表示処理部12は、その多数点の速度ベクトルを用いて各種画像を作成する。 The display processing unit 12 creates various types of images using the velocity vector of the multiple points. 例えば速度ベクトル(血流情報)に含まれる真の血流方向に色相を、また真の血流速度レベルに応じた輝度(明るさ)を与えることにより、従来と同様であるが真の血流情報に基づいたカラー2次元血流像や、図8に示したようなベクトル画像や、図10に示したような粒子の動きを表す現在用いられているようなアニメーション画像を得る。 For example, by providing a velocity vector hue to the true direction of blood flow contained in the (blood flow information), and luminance (brightness) corresponding to the true blood flow velocity level, conventional is the same true blood obtaining and color 2-dimensional blood flow image based on the information, and vector image as shown in FIG. 8, an animation image as currently used to represent the motion of particles as shown in FIG. 10. ここで、図8に示したようなベクトル画像は、速度ベクトルを得た多数点の中の所定数、例えば20を1つの粒子に対応させ、その粒子の速度ベクトル(所定数の点の速度ベクトルの加算ベクトル)の表示面内成分の速度レベルおよびその方向に応じて「長さ」および「方向」を有する矢印(ベクトル)をその粒子に付すと共に、その粒子の大きさをその粒子の速度ベクトルの表示面と垂直成分の速度レベルに応じて設定する、画像であり、この粒子画像を連続的に表示することによって時間的な速度の変化を観察することができる。 Here, vector image, as shown in FIG. 8, a predetermined number of many points to obtain a velocity vector, for example, 20 to correspond to one particle, the velocity vector of a point of the velocity vector (the predetermined number of the particles adding display surface speed level and "long" depending on the direction component of the vector) and an arrow with a "direction" (vector) along with subjecting the particles of the velocity vector of the size of the particles the particles set according to the display surface from the speed level of the vertical component, an image, it is possible to observe changes in temporal rate by continuously display this particle image. 図10に示したアニメーション画像の作成方法の一例として、図8に示したような粒子を設定し、図9に示したように1枚目の画像から2枚目の画像を得る時間間隔に応じて、その粒子をその速度ベクトルの表示面内成分の速度レベルおよびその方向に応じて移動させるようアニメーション画像を作成する。 As an example of a method of creating animation image shown in FIG. 10, to set the particles as shown in FIG. 8, according to the time interval to obtain a second image from the first image as shown in FIG. 9 Te, create an animation image to move in accordance with the particles to the speed level and direction of the display plane component of the velocity vector. 2枚目、3枚目等も同様にアニメーション画像を連続的に作成表示することによって、粒子の動きを表示することができる。 2nd, by continuously created and displayed similarly animated image is also the third piece etc., it can be displayed particle motion. 複数の粒子に関して実施すれば血流全体の動きを粒子の動きによって観察することができる。 The motion of the whole blood can be observed by the movement of the particles be carried on a plurality of particles. また、得られたカラー2次元血流像上に所望の点を指定しその指定点の血流速度を数値表示したり、その指定点の血流速度変化を従来の1ポイントドップラ法による画像と同様に時間軸上にプロットした画像等、様々な画像である。 You can also numerically displaying the blood flow velocity of the designated point specifies the desired point on the resulting color 2-dimensional bloodstream image, an image of the blood flow rate change of the designated point by the conventional one-point Doppler method images etc. plotted similarly to time axis, a variety of images.

【0027】画像メモリ13は、いわゆるディジタルスキャンコンバータであり、表示処理部12から供給される画像、あるいはBモード処理系10から供給されるB The image memory 13 is a so-called digital scan converter, B supplied from the image or B-mode processor 10, supplied from the display processing unit 12
モード像(断層像)をアナログ変換し、モニタ14の走査方式に応じて出力、モニタ14は画像メモリ13から出力される画像を表示する。 Mode image (tomographic image) by analog conversion, the output in accordance with the scanning system of the monitor 14, the monitor 14 displays the image output from the image memory 13. 次に以上にように構成された本実施例装置の作用について説明する。 Next, the operation of this embodiment device configured to above will be described.

【0028】図4は、本実施例装置により得られるBモード像、超音波ビームのラスタ方向、およびラスタ上の血流情報を得た多数点について示した図であり、図5 [0028] FIG. 4 is a B-mode image obtained by the apparatus of this embodiment, shown for a number points to obtain blood flow information on the ultrasound beam in the raster direction, and the raster figure 5
は、図4に示したラスタR1 方向のBモードデータとD Is raster R1 direction B-mode data and D shown in FIG. 4
モードデータの収集タイミングについて示した図であり、図6は図4に示した多数点の中の一の観測点P0 に関する領域A、B、C、Dの受信指向性を説明する図であり、図7は、ベクトル演算におけるベクトル関数演算について説明する図である。 A diagram showing the timing of collecting mode data, FIG. 6 is a view for explaining the regions A, B, C, reception directivity of D for one observation point P0 of many points shown in FIG. 4, Figure 7 is a diagram illustrating a vector function operation in vector operations.

【0029】被検体体表面の所望の位置に超音波探触子1を接触させ、超音波ビームをセクタ走査する。 [0029] contacting the ultrasonic probe 1 to a desired position of the object surface, sector scanning an ultrasonic beam. このときの、1本のラスタに関する超音波ビームは所定の回数繰り返し送信され、ここでは図5に示したように9回繰り返し送信される。 In this case, the ultrasonic beams for one raster is transmitted a predetermined number of iterations, wherein the repeatedly transmitted nine times as shown in FIG. この9回繰り返し送信の中の1回の超音波ビームでBモードデータを収集し、他の8回の超音波ビームでDモードデータを受信する。 The B-mode data collected by one ultrasound beam repeatedly in the transmission this nine times, receiving the D mode data in another eight of the ultrasonic beam.

【0030】そして、走査面内の音響インピーダンスの境界部分で多方向に反射散乱した反射波は、超音波探触子1の各振動子で受信される。 [0030] Then, the reflected wave reflected scattered in many directions at the boundary of acoustic impedance in the scan plane is received by each transducer of the ultrasonic probe 1. ここで、ラスタR1 上の観測点P0 に関する血流情報を得る作用について説明する。 Here, a description will be given of the operation for obtaining the blood flow information on the observation point P0 on a raster R1.

【0031】まず、遅延コントローラ2から出力された送信遅延信号に準じた駆動パルス信号に駆動され、超音波探触子1からラスタR1 方向に超音波ビームが送信される。 Firstly, is driven to a driving pulse signal according to the transmission delay signal output from the delay controller 2, the ultrasonic beams transmitted from the ultrasonic probe 1 in the raster direction R1. そして、観測点P0 の血球で反射した反射波は超音波探触子1の各振動子で受信され、その強度に応じたエコー信号に変換される。 Then, the reflected wave reflected by the blood cell observation point P0 is received by each transducer of the ultrasonic probe 1, it is converted into an echo signal corresponding to the intensity. そのエコー信号は、プリアンプで増幅され、受信遅延回路5a,5b,5c,5d に送出される。 Its echo signal is amplified by a preamplifier, a reception delay circuit 5a, 5b, 5c, are sent to 5d. 受信遅延回路5a に入力したエコー信号は、遅延コントローラ2から供給される受信遅延信号に基づいて、観測点P0 から領域Aの中心点Sa に向かうエコー信号だけが抽出される。 Echo signal input to the reception delay circuit 5a on the basis of the reception delay signals supplied from the delay controller 2, only the echo signals directed from the observation point P0 to the center point Sa of the region A is extracted. このときの見掛上の受信点は、 The receiving point of the above Apparent at this time,
受信遅延信号による各振動子毎の遅延時間によって中心点Sa に特定される。 It identified at the center point Sa by the delay time of each transducer by the receiving the delay signal. この中心点Sa を特定する受信遅延信号は、ベクトル演算のときにベクトル方向を特定するために用いられることになる。 Reception delay signal specifying the center point Sa will be used to identify the vector direction when the vector operation. 他の受信遅延回路5b, Other reception delay circuit 5b,
5c,5d でも同様に遅延コントローラ2から互いに異なる受信遅延信号が供給され、観測点P0 から領域B、 5c, different reception delay signals from the same delay controller 2 even 5d is supplied, the region B from the observation point P0,
C、Dの各中心点Sb,Sc,Sdに向かうエコー信号だけが抽出される。 C, the center points of the D Sb, Sc, only the echo signal toward the Sd are extracted.

【0032】そして、それらのエコー信号は、加算器6 [0032] and their echo signals, the adder 6
a,6b,6c,6d を介して、Dモード処理系9a,9b,9c, Through a, 6b, 6c, and 6d, D-mode processor 9a, 9b, 9c,
9d に送られ、観測点P0 を流動していた血球の真の血流速度のA方向速度成分、B方向速度成分、C方向速度成分、D方向速度成分となる。 Sent to 9d, the true direction A velocity component of blood flow velocity of blood cells which had been flowing observation point P0, B direction velocity component, C direction velocity component, the D direction velocity component.

【0033】これらA方向速度成分、B方向速度成分、 [0033] These A direction velocity component, B direction velocity component,
C方向速度成分、D方向速度成分は、ベクトル演算器1 C direction velocity component, D direction velocity component vector calculator 1
1において、各方位情報が与えられ、速度ベクトルV In 1, the orientation information is given, the velocity vector V
a,Vb,Vc,Vdに変換される。 a, it is converted Vb, Vc, to Vd. 速度ベクトルV Velocity vector V
a,Vb,Vc,Vdは観測点P0 の血球に関する速度ベクトルVを得るべく所定のベクトル関数数式により演算される。 a, Vb, Vc, Vd is calculated by a predetermined vector function formula to obtain the velocity vector V about the blood cell observation point P0. 図7に示したように、XYZ座標系で考えてみると、観測点P0 の位置および各中心点Sa,Sb,Sc, As shown in FIG. 7, Considering in XYZ coordinate system, the position of the observation point P0 and the center points Sa, Sb, Sc,
Sdの位置は、送受信遅延信号から算出することができ、また速度ベクトルVa,Vb,Vc,Vdの各ベクトル長はA方向速度成分、B方向速度成分、C方向速度成分、D方向速度成分である。 Position of Sd can be calculated from the transceiver delay signal and the velocity vector Va, Vb, Vc, each vector length A direction velocity component of Vd, B direction velocity component, C direction velocity component, at a D directional velocity component is there. この速度ベクトルVa, The velocity vector Va,
Vb,Vc,Vdは、速度ベクトルVのA方向、B方向、C方向、D方向に関するベクトルであることから、 Vb, Vc, is Vd, A direction of the velocity vector V, B direction, C direction, since it is a vector related to the direction D,
速度ベクトルVを算出することができる。 It is possible to calculate the velocity vector V.

【0034】この速度ベクトルVは、観測点P0 における速度ベクトルであり、他点についても同様にそれぞれの速度ベクトルを算出し、それら多数点の速度ベクトルを用いて、カラー2次元血流像や、図8に示したようなベクトル画像、図10に示したアニメーション画像等様々な画像を得、表示する。 [0034] The velocity vector V is the velocity vector of the observation point P0, also to calculate the respective velocity vectors in the same manner for the other point, using the velocity vector thereof many points, and the color 2-dimensional blood flow image, vector image as shown in FIG. 8, to obtain animated images, etc. various image shown in FIG. 10, is displayed.

【0035】以上説明したように、本実施例によれば、 [0035] As described above, according to this embodiment,
血球の真の血流速度および血流方向を、多方向、すなわち3次元方向で受信したエコー信号およびそれらの方向から得ることができ、また真の血流速度および血流方向を用いた血流画像を得ることができる。 The true blood flow velocity and blood flow direction of the blood cells, multidirectional, i.e. can be obtained from the echo signals and their direction received by the three-dimensional directions, also using the real blood flow velocity and blood flow direction bloodstream images can be obtained.

【0036】次に第2の実施例について説明する。 [0036] Next, a second embodiment will be described. 図1 Figure 1
1は本実施例装置の特徴部分である血流量計算部分の構成を示した図である。 1 is a diagram showing a configuration of a blood flow calculation portion, which is a feature of the present embodiment apparatus. 領域指定部20は、トラックボール、ジョイスティック等のマーカ移動手段を備えており、図12に示すように、モニタ14に表示されているBモード像あるいは血流画像上で領域範囲および血管の走行方向を表すマーカMを操作し、そのマーカMで特定される領域情報および血管の走行方向情報を血流量計算部21へ供給する。 Area specifying unit 20, a track ball is provided with a marker moving means such as a joystick, as shown in FIG. 12, the direction of travel of the area coverage and vascular on B-mode image or the blood flow image displayed on the monitor 14 operating the marker M representing the supplies traveling direction information of the area information and the blood vessel identified by the marker M to the blood flow calculation unit 21. 血流量計算部21は、ベクトル演算部11に接続されていて、図13に示したように領域指定部20から入力したマーカMによる領域範囲MBに存する全ての速度ベクトルの血流速度の中の走行方向速度成分を加算し、該領域の血流量を計算し、画像メモリ1 Blood flow calculation unit 21, which is connected to the vector operation unit 11, in the blood flow velocity of all the velocity vectors existing in the region ranging MB using marker M input from the region designation unit 20, as shown in FIG. 13 adding the travel direction velocity component, and calculates the blood flow of the area, the image memory 1
3へ出力する。 And outputs it to the 3. なお、領域範囲MBに存する全ての速度ベクトルを加算するのではなく、全ての速度ベクトルの中の所定数の速度ベクトルだけを用い、その所定数の速度ベクトルから補間処理により領域範囲MBの全体血流量を算出するようにしてもよい。 Instead of adding all of the velocity vectors existing in the region ranging MB, using only the velocity vector of a predetermined number among all the velocity vectors, the entire blood region ranging MB by interpolation from the velocity vector of the predetermined number flow rate may be calculated. また血流速度はその血管の中心付近で最大となり、その血管の中心から血管壁への流速プロファイルがパラボリックであることを利用して、その領域範囲MBの最大速度ベクトルと流速プロファイルとを用いて全体血流量を算出するようにしてもよい。 The blood flow velocity becomes maximum near the center of the vessel, by using the flow velocity profile from the center of the vessel to the vessel wall is parabolic, with the maximum velocity vector and velocity profile of the region ranging MB it may be calculated across the blood flow. 以上説明したように、本実施例によれば、第1の実施例と同様の効果が得られるとともに、所望領域の血流量を算出することができる。 As described above, according to this embodiment, the same effects as the first embodiment can be obtained, it is possible to calculate the blood flow of a desired region.

【0037】なお、本発明は上述した実施例に限定されることなく、種々変形して実施可能である。 [0037] The present invention is not limited to the embodiments described above can be implemented in various modifications. 例えば、上述した実施例では、4種類の受信指向性で4種類の方向速度成分を得ているが、方向速度成分の種類は少なくとも3種類あればよく、また5種類以上の複数の方向速度成分を得るようにしてもよい。 For example, in the embodiment described above, four types of the reception directivity in to obtain four kinds of direction velocity component, the type of direction velocity component may be at least three, also 5 or more of the plurality of directional velocity component it may be obtained. 複数の方向速度成分によってより精度の高い血流情報を得ることができる。 It is possible to obtain a more accurate blood flow information by a plurality of direction velocity component. この場合は受信遅延回路、加算器、Dモード処理系の系統数を増加させれば対応できる。 The reception delay circuit if, adders, can respond by increasing the number of systems of D-mode processor.

【0038】また、受信遅延回路の出力を加算器への入力前にディジタル信号に変換するA/D変換器を設けてもよい。 [0038] It is also possible to provide a A / D converter for converting the digital signal output of the reception delay circuit before the input to the adder. この場合は、回路規模を縮小させることができる。 In this case, it is possible to reduce the circuit scale. さらに、上述した実施例では、2次元アレイ型超音波探触子を用いているが、他の超音波探触子を用いてもよい。 Furthermore, in the embodiment described above, but using a 2-dimensional array type ultrasonic probe, may be used other ultrasonic probe. 例えば機械走査型探触子を3つ以上に分割して用いてもよいし、同心円上に分割され深さ方向に電子的フォーカスが可能な機械走査型探触子を3つ以上に分割して用いてもよいし、小型の機械走査型探触子を3つ以上組み合わせて用いてもよい。 For example it may be used to divide the mechanical scanning probe three or more, the divided depth direction on a concentric circle by dividing the electronic focus capable mechanical scanning probe three or more may be used, may be used in combination a small mechanical scanning probe 3 or more.

【0039】 [0039]

【発明の効果】以上説明したように本発明によれば、被検体内に超音波を送波し移動体から3次元方向に向けて反射する複数の反射波をその3次元方向毎に受信しドップラ成分を含む複数の反射信号を得、それら反射信号から抽出したドップラ成分と前記3次元方向とに基づいて前記移動体の真の移動情報を得ることができ、その真の移動情報を用いた血流画像を得ることができる。 According to the present invention as described in the foregoing, receiving a plurality of reflected waves reflected toward the three-dimensional directions from the mobile to transmit the ultrasonic waves into the subject to the respective three-dimensional directions obtain a plurality of reflected signals containing Doppler components, they can obtain a true moving information of said moving object based on the Doppler components extracted from the reflected signal and the 3-dimensional directions, using the true movement information it is possible to obtain a blood flow image.

【図面の簡単な説明】 BRIEF DESCRIPTION OF THE DRAWINGS

【図1】本発明に係る第1の実施例装置の構成を示すブロック図。 Block diagram showing the configuration of a first embodiment device according to the invention; FIG.

【図2】図1に示したDモード処理系の構成を示すブロック図。 2 is a block diagram showing the configuration of a D mode processing system shown in FIG.

【図3】図1に示した2次元アレイ型超音波探触子の振動子配列および領域の分割を示す図。 [3] two-dimensional array type ultrasonic diagram illustrating the division of the oscillator arrangement and regions of probe shown in Figure 1.

【図4】Bモード像上の超音波ビームのラスタ方向、およびラスタ上の血流情報を得た多数点について示した図。 [4] the raster direction of the ultrasonic beam on the B-mode image, and shows the number points to obtain blood flow information on a raster.

【図5】1本のラスタにおけるBモードデータとDモードデータの収集タイミングについて示した図。 5 is a diagram illustrating the acquisition timing of B-mode data and the D mode data in one raster.

【図6】図4に示した多数点の中の一の観測点P0 に関する領域A、B、C、Dの受信指向性を説明する図。 [6] region for one of the observation point P0 of many points shown in FIG. 4 A, B, C, diagram explaining the reception directivity of D.

【図7】図1に示したベクトル演算部におけるベクトル関数演算について説明する図。 7 is a diagram for vector function calculation is described in the vector arithmetic unit shown in FIG.

【図8】図1に示した表示処理部によるベクトル画像の一例を示す図。 8 is a diagram showing an example of a vector image by the display processing unit shown in FIG.

【図9】アニメーション画像の作成方法を説明する図。 FIG. 9 is a diagram illustrating a method of creating animation image.

【図10】図9に示した作成方法によって得られるアニメーション画像の一時の画像を示す図。 FIG. 10 shows a temporary image of the animation image obtained by the creation method shown in FIG.

【図11】第2の実施例装置の特徴部分である血流量計算部分の構成を示したブロック図。 FIG. 11 is a block diagram showing a configuration of a blood flow calculation portion is a feature of the second embodiment device.

【図12】図11に示した領域指定部によるマーカ指定を示す図。 FIG. 12 illustrates a marker designated by the region designation unit shown in FIG. 11.

【図13】図12に示したマーカの領域内の血流量の計算動作を示す図。 13 is a diagram showing a calculation operation of the blood flow in the region of the marker shown in FIG. 12.

【図14】従来の超音波診断装置による不具合の発生状態を示す図。 14 illustrates the defect generation state by the conventional ultrasonic diagnostic apparatus.

【図15】図12に示した状態による不具合について説明する図。 Figure 15 is a diagram illustrating the problem due to the state shown in FIG. 12.

【符号の説明】 DESCRIPTION OF SYMBOLS

1…2次元アレイ型超音波探触子、2…遅延コントローラ、3…パルス発生器、4…送信遅延回路、5a …第1 1 ... 2-dimensional array type ultrasonic probe, 2 ... delay controller 3 ... pulse generator, 4 ... transmission delay circuit, 5a ... first
受信遅延回路、5b …第2受信遅延回路、5c…第3受信遅延回路、5d …第4受信遅延回路、6a …第1加算器、6b …第2加算器、6c …第3加算器、6d …第4 Reception delay circuit, 5b ... second reception delay circuit, 5c ... third reception delay circuit, 5d ... fourth reception delay circuit, 6a ... first adder, 6b ... second adder, 6c ... third adder, 6d ... 4th
加算器、7…発振器、8…90度移相器、9a …第1D Adder 7 ... oscillator, 8 ... 90-degree phase shifter, 9a ... first 1D
モード処理系、9b …第2Dモード処理系、9c …第3 Mode processing system, 9b ... the 2D mode processing system, 9c ... third
Dモード処理系、9d …第4Dモード処理系、10…B D-mode processing, 9d ... first 4D mode processing system, 10 ... B
モード処理系、10a …対数増幅器、10b …包絡線検波回路、10c …A/D変換器、11…ベクトル演算部、12…表示処理部、13…画像メモリ、14…モニタ。 Mode processing system, 10a ... logarithmic amplifier, 10b ... envelope detection circuit, 10c ... A / D converter, 11 ... vector operation unit, 12 ... display unit, 13 ... image memory, 14 ... monitor.

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 神田 良一 栃木県大田原市下石上1385番の1 株式会 社東芝那須工場内 (72)発明者 手塚 智 栃木県大田原市下石上1385番の1 株式会 社東芝那須工場内 ────────────────────────────────────────────────── ─── continued (72) inventor Ryoichi Kanda Tochigi Prefecture Otawara Shimoishigami 1385 No. 1 stock company Toshiba Nasu in the factory (72) 1 stock Board of the invention's Satoshi Tezuka Tochigi Prefecture Otawara Shimoishigami 1385 number of front page company Toshiba Nasu in the factory

Claims (1)

    【特許請求の範囲】 [The claims]
  1. 【請求項1】 被検体内に超音波を送波し移動体から反射する反射波を互いに3次元的関係を有する複数の受信方向毎に受信する手段と、 前記受信手段によって得られた前記複数の受信信号毎にドップラ成分を抽出する手段と、 前記ドップラ成分と前記受信方向とに基づいて前記移動体の移動情報を得る手段とを具備することを特徴とする超音波診断装置。 1. A means for receiving for each of a plurality of receiving directions with three-dimensional relation to each other reflected waves reflected from the moving body to transmit ultrasonic waves into the subject, the plurality obtained by said receiving means the means for extracting the Doppler component in each received signal, the ultrasonic diagnostic apparatus characterized by comprising a means for obtaining movement information of the moving body based on said Doppler component and the receiving direction.
JP25646891A 1991-10-03 1991-10-03 Ultrasonic diagnosing device Pending JPH0592001A (en)

Priority Applications (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP25646891A JPH0592001A (en) 1991-10-03 1991-10-03 Ultrasonic diagnosing device

Applications Claiming Priority (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP25646891A JPH0592001A (en) 1991-10-03 1991-10-03 Ultrasonic diagnosing device

Publications (1)

Publication Number Publication Date
JPH0592001A true JPH0592001A (en) 1993-04-16

Family

ID=17293060

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP25646891A Pending JPH0592001A (en) 1991-10-03 1991-10-03 Ultrasonic diagnosing device

Country Status (1)

Country Link
JP (1) JPH0592001A (en)

Cited By (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2008073279A (en) * 2006-09-22 2008-04-03 Aloka Co Ltd Ultrasonic diagnostic apparatus and ultrasonic image display method
JP2008259850A (en) * 2007-03-30 2008-10-30 General Electric Co <Ge> Method and apparatus for measuring flow in multi-dimensional ultrasound
JP2009028158A (en) * 2007-07-25 2009-02-12 Fujifilm Corp Ultrasonic diagnostic system
JP2010000340A (en) * 2008-05-20 2010-01-07 Toshiba Corp Image processor, image processing method and image processing program
JP2010274120A (en) * 2009-06-01 2010-12-09 Medison Co Ltd Ultrasonic system and method for providing motion vector
US9198680B2 (en) 2005-08-30 2015-12-01 Koninklijke Philips N.V. Combination imaging and therapy transducer with therapy transducer amplifier
JP2016214550A (en) * 2015-05-20 2016-12-22 株式会社日立製作所 Ultrasound diagnostic device

Cited By (9)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US9198680B2 (en) 2005-08-30 2015-12-01 Koninklijke Philips N.V. Combination imaging and therapy transducer with therapy transducer amplifier
JP2008073279A (en) * 2006-09-22 2008-04-03 Aloka Co Ltd Ultrasonic diagnostic apparatus and ultrasonic image display method
JP2008259850A (en) * 2007-03-30 2008-10-30 General Electric Co <Ge> Method and apparatus for measuring flow in multi-dimensional ultrasound
JP2009028158A (en) * 2007-07-25 2009-02-12 Fujifilm Corp Ultrasonic diagnostic system
US8905933B2 (en) 2007-07-25 2014-12-09 Fujifilm Corporation Ultrasonic diagnostic apparatus
JP2010000340A (en) * 2008-05-20 2010-01-07 Toshiba Corp Image processor, image processing method and image processing program
US9113811B2 (en) 2008-05-20 2015-08-25 Toshiba Medical Systems Corporation Image processing apparatus and computer program product
JP2010274120A (en) * 2009-06-01 2010-12-09 Medison Co Ltd Ultrasonic system and method for providing motion vector
JP2016214550A (en) * 2015-05-20 2016-12-22 株式会社日立製作所 Ultrasound diagnostic device

Similar Documents

Publication Publication Date Title
US5142649A (en) Ultrasonic imaging system with multiple, dynamically focused transmit beams
EP0014793B2 (en) Ultrasound system and method for directional detection of blood velocities
EP0947853B1 (en) Method and apparatus for enhanced flow imaging in b-mode ultrasound
US5349524A (en) Color flow imaging system utilizing a time domain adaptive wall filter
CN100487482C (en) Biplane ultrasonic imaging obtained by using time-cross data
US6077226A (en) Method and apparatus for positioning region of interest in image
US6866632B1 (en) Adaptive receive aperture for ultrasound image reconstruction
EP0008517B1 (en) Duplex ultrasonic imaging system with repetitive excitation of common transducer in doppler modality
JP3847976B2 (en) Ultrasonic diagnostic equipment
US5257629A (en) Methods and apparatus for the examination and treatment of internal organs
JP4100709B2 (en) Apparatus for determining the motion and velocity of moving objects
KR100508276B1 (en) Ultrasound scan conversion with spatial dithering
US5910119A (en) Ultrasonic color doppler velocity and direction imaging
US5014710A (en) Steered linear color doppler imaging
EP0545778B1 (en) Ultrasonic synthetic aperture diagnostic apparatus
US4265126A (en) Measurement of true blood velocity by an ultrasound system
US5522393A (en) Multi-dimensional real-time ultrasonic blood flow imaging apparatus and method
US5230340A (en) Ultrasound imaging system with improved dynamic focusing
US5632277A (en) Ultrasound imaging system employing phase inversion subtraction to enhance the image
CN1894594B (en) Ultrasonic diagnostic imaging system with automatic control of penetration, resolution and frame rate
JP3746115B2 (en) Ultrasonic diagnostic equipment
DE60003927T2 (en) Recursive ultrasonic illustration
US5165413A (en) Steered linear color doppler imaging
JP4958348B2 (en) Ultrasonic imaging device
US6530885B1 (en) Spatially compounded three dimensional ultrasonic images