JPH0716227A - Ultrasonic pulse dopller diagnotic device - Google Patents
Ultrasonic pulse dopller diagnotic deviceInfo
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- JPH0716227A JPH0716227A JP15983693A JP15983693A JPH0716227A JP H0716227 A JPH0716227 A JP H0716227A JP 15983693 A JP15983693 A JP 15983693A JP 15983693 A JP15983693 A JP 15983693A JP H0716227 A JPH0716227 A JP H0716227A
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Abstract
Description
【０００１】[0001]
【産業上の利用分野】本発明は、超音波パルスドプラ法
に基づく超音波パルスドプラ診断装置において、特に生
体内の低流速血流の検出方法に関する。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to an ultrasonic pulse Doppler diagnostic apparatus based on the ultrasonic pulse Doppler method, and more particularly to a method for detecting low-flow blood flow in a living body.
【０００２】[0002]
【従来の技術】医療分野で用いられる超音波パルスドプ
ラ診断装置は、生体内の臓器をＢモード断層像（超音波
のビーム方向に対応した線を平面上に設定し、この線を
超音波の伝搬時間に相当する軸とし、この軸上にエコー
強度に応じた明るさ、又は濃さで表示する。この軸をビ
ーム走査に合わせて移動させ被検体断面を画像表示する
方法。）で実時間表示すると共に、生体内に流れている
血流の情報、例えば血液の平均流速、速度分散又は流速
スペクトラムなども併せて実時間で表示する。Ｂモード
断層像は、超音波パルスビームを生体に送信し、生体内
からのエコー信号を受信し、このエコー信号に検波、増
幅及び波形整形などの処理を施してその振幅を輝度信号
に変換し、超音波ビームを走査することによって断層像
が得られる。2. Description of the Related Art An ultrasonic pulse Doppler diagnostic apparatus used in the medical field sets a B-mode tomographic image of an organ in a living body (a line corresponding to the beam direction of an ultrasonic wave is set on a plane and propagates the ultrasonic wave. The axis corresponding to time is displayed with brightness or darkness according to the echo intensity. A method of moving this axis in accordance with beam scanning to display an image of the cross section of the subject is displayed in real time. At the same time, information on the blood flow flowing in the living body, such as the average flow velocity of blood, velocity dispersion or flow velocity spectrum, is also displayed in real time. The B-mode tomographic image transmits an ultrasonic pulse beam to a living body, receives an echo signal from the inside of the living body, performs processing such as detection, amplification and waveform shaping on the echo signal and converts the amplitude into a luminance signal. A tomographic image is obtained by scanning the ultrasonic beam.
【０００３】一方、Ｂモード断層像と併せて表示されて
いる血流情報は、パルスドプラ法に基づいて血球からの
エコーのドプラシフトを計測することによって得られ
る。パルスドプラ法は、走査している超音波ビームの各
ビーム方向について超音波パルスを所定の周期で複数回
生体に順次送り、それぞれその生体内から返ってくるエ
コー信号を受信し、超音波パルスによるエコー信号の位
相変化、すなわちドプラシフト周波数を検出する方法で
ある。このドプラシフト周波数の検出は、通常エコー信
号を直交位相検波して得られるエコーの複素信号によ
る。On the other hand, the blood flow information displayed together with the B-mode tomographic image is obtained by measuring the Doppler shift of the echo from the blood cell based on the pulse Doppler method. The pulse Doppler method is to sequentially send ultrasonic pulses to a living body multiple times in a predetermined cycle in each beam direction of the ultrasonic beam being scanned, receive echo signals returned from the living body, and echo the ultrasonic pulses. This is a method of detecting a phase change of a signal, that is, a Doppler shift frequency. The detection of the Doppler shift frequency is usually performed by a complex signal of an echo obtained by quadrature phase detection of the echo signal.
【０００４】パルスドプラ法により順次受信されたエコ
ー信号は、血流からのドプラシフトを受けたエコーによ
るドプラ成分と、生体内部にある血流以外の静止又は動
きの少ないエコー源、例えば心臓壁又は血管壁のような
低い速度で動く臓器からのエコーによるクラッタ成分と
が含まれている。また、細い血管は、太い血管に比べ一
般にクラッタ成分が多い。これは超音波ビームの広がり
によって血管部と血管部以外とに超音波が照射されるた
めである。このような場合、エコー信号からドプラ成分
のみを抽出し、ドプラシフト周波数を精度よく計測する
ためには、エコー信号におけるクラッタ成分を抑圧する
必要がある。The echo signals sequentially received by the pulse Doppler method include a Doppler component due to an echo that has undergone a Doppler shift from the blood flow and an echo source in the living body other than the blood flow, which is stationary or has little movement, such as the heart wall or blood vessel wall. Clutter component due to echo from an organ that moves at a low speed such as. Further, thin blood vessels generally have more clutter components than thick blood vessels. This is because the ultrasonic waves are radiated to the blood vessel portion and the portion other than the blood vessel portion due to the spread of the ultrasonic beam. In such a case, in order to extract only the Doppler component from the echo signal and measure the Doppler shift frequency accurately, it is necessary to suppress the clutter component in the echo signal.
【０００５】図７にドプラ成分とクラッタ成分の振幅ス
ペクトルの一例を示す。図（ａ）にクラッタ成分が大き
い場合の一例を示し、図（ｂ）にクラッタ成分が小さい
場合の一例を示す。図に示すようにクラッタ成分の振幅
はドプラ成分の振幅より大きく、一般に数十ｄＢの差が
ある。このクラッタ成分の振幅は局所的に変化し、ドプ
ラ成分は振幅の高いクラッタに重畳する場合と振幅の低
いクラッタに重畳する場合とがある。このように、クラ
ッタ成分とドプラ成分とが局所的に変化するため、エコ
ー信号も局所的に変化する。FIG. 7 shows an example of amplitude spectra of the Doppler component and the clutter component. An example when the clutter component is large is shown in FIG. 7A, and an example when the clutter component is small is shown in FIG. As shown in the figure, the amplitude of the clutter component is larger than that of the Doppler component, and generally has a difference of several tens of dB. The amplitude of the clutter component locally changes, and the Doppler component may be superimposed on the clutter with high amplitude or may be superimposed on the clutter with low amplitude. In this way, the clutter component and the Doppler component locally change, so the echo signal also locally changes.
【０００６】このクラッタ成分を抑圧するため、通常、
高域通過のＦＩＲ（Finite ImpulseResponse)フィルタ
又はＭＴＩ（Moving Target Indication) フィルタを用
いてエコー信号をフィルタリングし、周波数の低いクラ
ッタ成分を排除する。このフィルタリングは、一般的に
エコー信号が直交位相検波された後の複素信号、すなわ
ち実数部信号Ｉ（以下、信号Ｉと呼ぶ）と虚数部信号Ｑ
（以下、信号Ｑと呼ぶ）との各々について行われてい
る。そして、フィルタの出力は位相変化、すなわちドプ
ラシフト周波数を検出するように信号処理され、血流情
報へと変換される。In order to suppress this clutter component, normally,
The echo signal is filtered using a high pass FIR (Finite Impulse Response) filter or an MTI (Moving Target Indication) filter to eliminate low frequency clutter components. This filtering is generally performed by a complex signal after the quadrature detection of the echo signal, that is, a real part signal I (hereinafter referred to as signal I) and an imaginary part signal Q.
(Hereinafter, referred to as signal Q). Then, the output of the filter is subjected to signal processing so as to detect the phase change, that is, the Doppler shift frequency, and converted into blood flow information.
【０００７】[0007]
【発明が解決しようとする課題】上記のように高域通過
フィルタによって、エコー信号に含まれる低周波のクラ
ッタ成分が抑圧されるが、血流速度の遅い、つまりドプ
ラシフト周波数の低いドプラ成分もこれによって抑圧さ
れる。また高域通過フィルタの低周波領域における減衰
量を少なくして低流速血流の検出能力を改善しようとす
ると、クラッタ成分の除去が不十分となる。As described above, the high-pass filter suppresses the low-frequency clutter component contained in the echo signal, but the blood flow velocity is low, that is, the Doppler shift frequency is low. Is suppressed by. Further, if the amount of attenuation in the low frequency region of the high-pass filter is reduced to improve the ability to detect low-velocity blood flow, the clutter component will be insufficiently removed.
【０００８】本発明は、上記のような問題点を解決する
ためになされたもので、クラッタ成分を効率的に抑圧
し、低流速血流の検出能が優れた超音波パルスドプラ診
断装置の実現を目的とする。The present invention has been made to solve the above problems, and realizes an ultrasonic pulse Doppler diagnostic apparatus which efficiently suppresses clutter components and has an excellent detectability of low-flow blood flow. To aim.
【０００９】[0009]
【課題を解決するための手段】超音波パルスを複数回生
体内に順次送信する送信装置と、その超音波パルスによ
る生体からのエコーを受信する受信装置とを備える超音
波パルスドプラ診断装置において、初回送信における前
記エコーの振幅値の測定手段と高域通過フィルタとを有
し、前記エコ−の振幅が大きい場合は、前記高域通過フ
ィルタの低周波領域における減衰量を多くし、前記エコ
−の振幅が小さい場合は、前記高域通過フィルタの低周
波領域における減衰量を少なくする減衰量の選択手段を
有している。First, in an ultrasonic pulse Doppler diagnostic apparatus including a transmitter for sequentially transmitting an ultrasonic pulse into a living body a plurality of times and a receiver for receiving an echo from the living body by the ultrasonic pulse. In the case where the echo amplitude value measuring means and a high-pass filter are provided, and the echo amplitude is large, the attenuation amount in the low-frequency region of the high-pass filter is increased to increase the echo amplitude. If is small, it has an attenuation amount selecting means for reducing the attenuation amount in the low frequency region of the high pass filter.
【００１０】また、前記減衰量の選択手段の代わりに、
フィルタの選択手段を備えてもよい。また、前記振幅の
代わりに、エネルギー強度を適用してもよい。Further, instead of the attenuation amount selecting means,
Filter selection means may be provided. Also, energy intensity may be applied instead of the amplitude.
【００１１】[0011]
【作用】本発明において、初回送信におけるエコーの振
幅値の測定手段と高域通過フィルタとを有し、前記エコ
−の振幅が大きい場合は、前記高域通過フィルタの低周
波領域における減衰量を多くし、前記エコ−の振幅が小
さい場合は、前記高域通過フィルタの低周波領域におけ
る減衰量を少なくする減衰量の選択手段を有することに
より、クラッタ成分を効率よく抑圧でき、低流速血流の
ドプラ成分の検出能力を改善する。In the present invention, there is provided a means for measuring the amplitude value of the echo in the initial transmission and a high pass filter, and when the echo has a large amplitude, the attenuation amount in the low frequency region of the high pass filter is set. If the amplitude of the echo is small, the clutter component can be efficiently suppressed by having an attenuation amount selecting means for reducing the attenuation amount in the low frequency region of the high pass filter, and the low flow velocity blood flow can be suppressed. Improve the detection ability of Doppler component of.
【００１２】また、上記減衰量の選択手段の代わりに、
フィルタの選択手段を備えてもよい。また、振幅の代わ
りに、エネルギー強度を適用した場合も同じ作用とな
る。Further, instead of the attenuation amount selecting means,
Filter selection means may be provided. Also, the same effect is obtained when the energy intensity is applied instead of the amplitude.
【００１３】なお、複数個の前記超音波パルスの各送信
に対するエコー振幅値はほぼ等しく、初回送信のエコー
信号のみの測定を行うことにより、信号処理の迅速化が
可能である。The echo amplitude values for each transmission of the plurality of ultrasonic pulses are substantially the same, and the signal processing can be speeded up by measuring only the echo signal of the first transmission.
【００１４】[0014]
【実施例】図１に本発明の一実施例による超音波パルス
ドプラ診断装置の概略構成を示す。DESCRIPTION OF THE PREFERRED EMBODIMENTS FIG. 1 shows a schematic configuration of an ultrasonic pulse Doppler diagnostic apparatus according to an embodiment of the present invention.
【００１５】図１において、多数の微小振動子を有する
超音波探触子１の出力側は、超音波ビームを送波するた
めの高周波パルス発振器と、エコーを受信する受信器
と、超音波ビームのスキャンを行うための遅延回路とを
有する送受信回路２に接続される。送受信回路２の出力
側は、断層データ処理装置１０１とドプラ信号処理装置
１０２とに接続されている。In FIG. 1, the output side of an ultrasonic probe 1 having a large number of micro-vibrators includes a high frequency pulse oscillator for transmitting an ultrasonic beam, a receiver for receiving an echo, and an ultrasonic beam. Is connected to a transmission / reception circuit 2 having a delay circuit for performing the scan. The output side of the transmission / reception circuit 2 is connected to the tomographic data processing device 101 and the Doppler signal processing device 102.
【００１６】前記断層データ処理装置１０１は、Ｂモー
ド断層像を得るための装置であり、信号検波処理、受信
信号の増幅、信号波形の整形などを行う受波整形検波回
路３と、この受波整形検波回路３の出力信号をデジタル
信号に変換するためのＡ／Ｄコンバータ４とを備え、こ
のＡ／Ｄコンバータ４の出力側は、画像表示処理をする
ためのデジタル・スキャン・コンバータ（以下、ＤＳＣ
と呼ぶ）を有する画像表示発生回路９に接続される。The tomographic data processing device 101 is a device for obtaining a B-mode tomographic image. The tomographic data processing device 101 performs a signal detection process, amplification of a received signal, shaping of a signal waveform, and the like. The A / D converter 4 for converting the output signal of the shaping detection circuit 3 into a digital signal is provided, and the output side of the A / D converter 4 is a digital scan converter (hereinafter, referred to as a digital scan converter) for performing image display processing. DSC
Is called).
【００１７】また、前記ドプラ信号処理装置１０２は、
ドプラシフト周波数を検出し、生体の血流情報を得るた
めの装置であり、受信信号の増幅及び直交位相検波処理
を行う直交位相検波回路５と、その出力側に接続される
検波出力をデジタル信号に変換するためのＡ／Ｄコンバ
ータ６と、その出力側に接続されるクラッタ成分を抑圧
するためのクラッタ抑圧回路７と、その出力側に接続さ
れる血流情報計算回路８とを備える。血流情報計算回路
８は、ドプラシフト周波数の検出、すなわち血流の平均
流速、速度分散又は流速スペクトラムの算出と、算出値
に応じた符号化などを行う回路である。そして、血流情
報計算回路８の出力側は、画像表示発生回路９に接続さ
れている。この画像表示発生回路９の出力側は、ＣＲＴ
を有する表示器１０が接続されている。Further, the Doppler signal processing device 102 is
A device for detecting the Doppler shift frequency to obtain blood flow information of a living body, a quadrature phase detection circuit 5 for amplifying a received signal and performing a quadrature phase detection process, and a detection output connected to its output side into a digital signal. An A / D converter 6 for conversion, a clutter suppression circuit 7 for suppressing a clutter component connected to the output side thereof, and a blood flow information calculation circuit 8 connected to the output side thereof are provided. The blood flow information calculation circuit 8 is a circuit that detects the Doppler shift frequency, that is, calculates the average flow velocity of blood flow, velocity dispersion or flow velocity spectrum, and performs encoding according to the calculated value. The output side of the blood flow information calculation circuit 8 is connected to the image display generation circuit 9. The output side of the image display generation circuit 9 is a CRT.
Is connected to the display device 10.
【００１８】本発明に係る前記クラッタ抑圧回路７の構
成を図２に示す。図２に示すクラッタ抑圧回路７は、Ａ
／Ｄコンバータ６の出力信号である信号７５Ｉ及び信号
７５Ｑからエコー信号の振幅を計算するための振幅計算
部７１と、エコー信号の振幅を閾値で分類するためのエ
コー信号振幅分類部７０１とクラッタ成分を抑圧するた
めの振幅適応高域通過フィルタリング部７６Ｉ及び７６
Ｑとを有する。このエコー信号振幅分類部７０１は、所
定の振幅閾値をデータとして有する閾値テーブル７４と
この閾値テ−ブル７４のデータの振幅と振幅計算部７１
の振幅を比較するための比較器７２とその出力信号を保
持するためのラッチ７３とを有する。次に、図を用いて
クラッタ抑圧回路７の動作の説明を行う。図２のクラッ
タ抑圧回路７には、直交位相検波回路５の出力信号であ
る信号Ｉ及び信号Ｑが、Ａ／Ｄコンバータ６Ｉ及び６Ｑ
でＡ／Ｄ変換されたデジタル信号７５Ｉ及び信号７５Ｑ
が力される。この信号７５Ｉ及び信号７５Ｑは、振幅計
算部７１に入力される。The configuration of the clutter suppression circuit 7 according to the present invention is shown in FIG. The clutter suppression circuit 7 shown in FIG.
Amplitude calculation unit 71 for calculating the amplitude of the echo signal from the signals 75I and 75Q which are the output signals of the / D converter 6, the echo signal amplitude classification unit 701 for classifying the amplitude of the echo signal by a threshold value, and the clutter component Adaptive high-pass filtering units 76I and 76 for suppressing
Have Q and. The echo signal amplitude classification unit 701 includes a threshold value table 74 having a predetermined amplitude threshold value as data, and an amplitude and amplitude calculation unit 71 of the data of the threshold value table 74.
It has a comparator 72 for comparing the amplitudes of the two and a latch 73 for holding its output signal. Next, the operation of the clutter suppression circuit 7 will be described with reference to the drawings. In the clutter suppression circuit 7 of FIG. 2, the signals I and Q, which are the output signals of the quadrature detection circuit 5, are supplied to the A / D converters 6I and 6Q.
Digital signal 75I and signal 75Q A / D converted by
Is supported. The signal 75I and the signal 75Q are input to the amplitude calculator 71.
【００１９】振幅計算部７１は、エコー信号の振幅Ａを Ａ＝（Ｉ2 ＋Ｑ2 ）1/2 （１） と計算する。この（１）式による演算結果は、超音波パ
ルスの送信回数と同数得ることが可能である。しかし、
この振幅Ａの個々の信号の大きさはほぼ等しく、初回送
信におけるエコー信号の振幅Ａのみを用いる。この振幅
計算部７１による（１）式の計算結果である振幅Ａと、
閾値テーブル７４内の閾値ｈとの、比較を比較器７２に
より行う。この閾値テーブル７４は記憶装置を有し、振
幅Ａの閾値ｈのデータを保持する。この閾値ｈは超音波
の伝搬距離における伝搬損失を考慮して図３に示すよう
に音波の伝搬距離ｄの関数として与えらている。また、
この問題ｈは図示されていないゲイン情報２１に応じて
変化させることができる。The amplitude calculator 71 calculates the amplitude A of the echo signal as A = (I 2 + Q 2 ) 1/2 (1). It is possible to obtain the same number of calculation results as in the equation (1) as the number of transmissions of ultrasonic pulses. But,
The magnitudes of the individual signals having the amplitude A are substantially equal to each other, and only the amplitude A of the echo signal in the initial transmission is used. The amplitude A, which is the calculation result of the expression (1) by the amplitude calculation unit 71,
The comparator 72 compares with the threshold value h in the threshold value table 74. The threshold table 74 has a storage device and holds data of the threshold h of the amplitude A. The threshold value h is given as a function of the sound wave propagation distance d as shown in FIG. 3 in consideration of the propagation loss at the ultrasonic wave propagation distance. Also,
This problem h can be changed according to the gain information 21 not shown.
【００２０】比較器７２の出力信号は、図示されていな
い制御回路からの初回送信信号２２のタイミングによ
り、ラッチ７３において振幅Ａの比較結果として保持さ
れる。この比較器７２の比較結果は、Ａ≧ｈのとき
“１”に、それ以外のとき“０”になる。The output signal of the comparator 72 is held as a comparison result of the amplitude A in the latch 73 at the timing of the initial transmission signal 22 from the control circuit (not shown). The comparison result of the comparator 72 is “1” when A ≧ h, and is “0” otherwise.
【００２１】ラッチされた比較器７２の出力信号と信号
７５Ｉ及び信号７５Ｑとは、振幅適応高域通過フィルタ
リング部７６Ｉ及び７６Ｑに入力される。この振幅適応
高域通過フィルタリング部７６Ｉ及び７６Ｑは、図４に
示すようにＬフィルタ（低周波数帯域における減衰量の
少ない高域通過ＦＩＲフィルタ）と、Ｈフィルタ（低周
波数帯域における減衰量の多い高域通過ＦＩＲフィル
タ）とを有しており、この２つのフィルタの周波数特性
の一例を図５に示す。振幅適応高域通過フィルタリング
部７６Ｉ及び７６Ｑでは、比較器７２の出力が“１”の
場合、Ｈフィルタが選択され、比較器７２の出力が
“０”の場合、Ｌフィルタが選択されて信号７５Ｉ及び
信号７５Ｑをフィルタリングする。The output signal of the comparator 72 and the signals 75I and 75Q that have been latched are input to the amplitude adaptive high-pass filtering sections 76I and 76Q. The amplitude adaptive high-pass filtering units 76I and 76Q are, as shown in FIG. 4, an L filter (a high-pass FIR filter with a small amount of attenuation in the low frequency band) and an H filter (a high-pass with a large amount of attenuation in the low frequency band). FIG. 5 shows an example of frequency characteristics of these two filters. In the amplitude adaptive high-pass filtering units 76I and 76Q, when the output of the comparator 72 is “1”, the H filter is selected, and when the output of the comparator 72 is “0”, the L filter is selected and the signal 75I is selected. And the signal 75Q.
【００２２】次に、本発明の実施例の動作について説明
する。初めに、送受信回路２からの高周波パルスが探触
子１に印加されることにより、探触子１から超音波ビー
ムを生体内に送波する。生体内から返ってくるエコー
は、探触子１で受信され送受信回路２に入力される。送
受信回路２で所定の処理をされたエコー信号は、断層デ
ータ処理装置１０１とドプラ信号処理装置１０２に入力
される。断層データ処理装置１０１に入力されるエコー
信号には、受波整形検波回路３により、検波増幅及び波
形整形などの信号処理が行われ、その出力がＡ／Ｄコン
バータ４でデジタル信号に変換され後、ＤＳＣ（Ｄｉｇ
ｉｔａｌ Ｓｃａｎ Ｃｏｎｖｅｒｔｅｒ）を含む画像
表示発生回路９に入力され、この画像表示発生回路９に
より、Ｂモード断層画像としてＣＲＴ表示器１０に表示
される。Next, the operation of the embodiment of the present invention will be described. First, a high-frequency pulse from the transmission / reception circuit 2 is applied to the probe 1, so that an ultrasonic beam is transmitted from the probe 1 into the living body. The echo returned from the inside of the living body is received by the probe 1 and input to the transmission / reception circuit 2. The echo signal that has been subjected to predetermined processing by the transmission / reception circuit 2 is input to the tomographic data processing device 101 and the Doppler signal processing device 102. The echo signal input to the tomographic data processing device 101 is subjected to signal processing such as detection amplification and waveform shaping by the reception shaping detector circuit 3, and its output is converted into a digital signal by the A / D converter 4. , DSC (Dig
It is input to an image display generation circuit 9 including an ital scan converter, and is displayed on the CRT display 10 as a B-mode tomographic image by the image display generation circuit 9.
【００２３】一方、ドプラ信号処理装置１０２に入力さ
れるエコー信号は、直交位相検波回路５で増幅及び直交
位相検波されて信号Ｉ及び信号Ｑの直交信号として出力
される。この信号Ｉと信号Ｑの直交信号がそれぞれＡ／
Ｄコンバータ６でデジタル信号に変換された後、クラッ
タ抑圧回路７に入力される。On the other hand, the echo signal input to the Doppler signal processing device 102 is amplified and quadrature detected by the quadrature detection circuit 5 and output as a quadrature signal of the signals I and Q. The orthogonal signals of the signal I and the signal Q are A /
After being converted into a digital signal by the D converter 6, the digital signal is input to the clutter suppression circuit 7.
【００２４】クラッタ抑圧回路７は、初めに初回送信に
おけるエコー信号の振幅Ａが（１）式により計算され
る。（１）式の計算結果である振幅Ａは比較器７２にお
いて閾値テーブル７４内に予め保持されている閾値ｈと
比較される。比較器７２の比較結果は、振幅適応高域通
過フィルタリング部７６Ｉ及び７６Ｑに入力される。比
較器７２の出力は、Ａ≧ｈのときに“１”であり、この
場合振幅適応高域通過フィルタリング部７６Ｉ及び７６
ＱではＨフィルタが選択される。これ以外の場合、Ｌフ
ィルタが選択される。このようにエコー信号の振幅に応
じて低周波帯域における減衰量の異なる高域通過フィル
タが適応的に選択される。The clutter suppression circuit 7 first calculates the amplitude A of the echo signal in the initial transmission according to the equation (1). The amplitude A, which is the calculation result of the equation (1), is compared in the comparator 72 with the threshold value h held in advance in the threshold value table 74. The comparison result of the comparator 72 is input to the amplitude adaptive high-pass filtering units 76I and 76Q. The output of the comparator 72 is “1” when A ≧ h, and in this case, the amplitude adaptive high-pass filtering units 76I and 76.
In Q, the H filter is selected. Otherwise, the L filter is selected. In this way, a high-pass filter with different attenuation in the low frequency band is adaptively selected according to the amplitude of the echo signal.
【００２５】エコー信号は、図７を用いて説明したよう
にドプラ成分とクラッタ成分とを有する。この図７に示
すエコー信号を、本発明に係る図５に示す高域通過フィ
ルタによりフィルタリングする一例を図６に示す。図６
（ａ）にクラッタ成分が大きい場合の一例を示し、図６
（ｂ）にクラッタ成分が小さい場合の一例を示す。The echo signal has a Doppler component and a clutter component as described with reference to FIG. FIG. 6 shows an example of filtering the echo signal shown in FIG. 7 by the high pass filter shown in FIG. 5 according to the present invention. Figure 6
FIG. 6A shows an example in which the clutter component is large, and FIG.
An example when the clutter component is small is shown in (b).
【００２６】エコー信号が大きい場合、つまりクラッタ
成分が大きい場合、本発明では、振幅適応高域通過フィ
ルタリング部のＨフィルタが選択される。この場合の一
例を図６（ａ）に示す。この場合、クラッタ成分が抑圧
されると共に、低周波域のドプラ成分も幾分抑圧され
る。これは、従来の装置でＨフィルタのみを用いた結果
と等価である。ただし、従来の装置によりＨフィルタの
みを用いる場合は、エコ−信号が小さい時もドプラ成分
が抑圧される。また、従来の装置によりＬフィルタのみ
を用いる場合は，クラッタ成分の抑圧が不十分である。When the echo signal is large, that is, when the clutter component is large, the H filter of the amplitude adaptive high-pass filtering section is selected in the present invention. An example of this case is shown in FIG. In this case, the clutter component is suppressed and the Doppler component in the low frequency region is also suppressed to some extent. This is equivalent to the result of using only the H filter in the conventional device. However, when only the H filter is used by the conventional device, the Doppler component is suppressed even when the echo signal is small. Further, when only the L filter is used in the conventional device, the clutter component is not sufficiently suppressed.
【００２７】エコー信号が小さい場合、つまりクラッタ
成分が小さい場合、本発明では、振幅適応高域通過フィ
ルタリング部のＬフィルタが選択される。この場合の一
例を図６（ｂ）に示す。これはクラッタ成分の振幅が小
さいため、Ｌフィルタを用いてもクラッタ成分を十分抑
圧でき、ドプラ成分の減衰が少なくて済み、低流速血流
の検出能力を改善できる。When the echo signal is small, that is, when the clutter component is small, the L filter of the amplitude adaptive high-pass filtering section is selected in the present invention. An example of this case is shown in FIG. Since the amplitude of the clutter component is small, the clutter component can be sufficiently suppressed even if the L filter is used, the Doppler component is less attenuated, and the detection ability of the low-velocity blood flow can be improved.
【００２８】超音波パルスドプラ診断装置においては、
クラッタ成分の振幅が局所的に変化するため、本発明に
よりエコー信号（クラッタ成分）の振幅に応じて適応的
にフィルタを切り換えることにより、効率的にクラッタ
を抑圧できる。In the ultrasonic pulse Doppler diagnostic apparatus,
Since the amplitude of the clutter component locally changes, clutter can be efficiently suppressed by adaptively switching the filter according to the amplitude of the echo signal (clutter component) according to the present invention.
【００２９】以上により、クラッタ成分が抑圧された信
号Ｉと信号Ｑの直交信号が血流情報計算回路８に入力さ
れる。血流情報計算回路８は、ドプラシフト周波数の検
出、すなわち血流の平均流速、速度分散又は流速スペク
トラムの算出と、算出値に応じたコーディングなどの信
号処理が行われる。そして、血流情報計算回路８の出力
は、画像表示発生回路９に入力され、血流情報がＢモー
ド断層像と併せてＣＲＴ表示器１０に表示される。As described above, the quadrature signal of the signal I and the signal Q in which the clutter component is suppressed is input to the blood flow information calculation circuit 8. The blood flow information calculation circuit 8 performs detection of the Doppler shift frequency, that is, calculation of the average flow velocity of blood flow, velocity dispersion or flow velocity spectrum, and signal processing such as coding according to the calculated value. Then, the output of the blood flow information calculation circuit 8 is input to the image display generation circuit 9, and the blood flow information is displayed on the CRT display 10 together with the B-mode tomographic image.
【００３０】図２では、説明を簡単にするため、エコー
の振幅を大きいか小さいかの２つに分類しているが、２
つ以上の分類数も可能である。また、この分類を振幅Ａ
により行っているが、強度Ａ2 （＝Ｉ2 ＋Ｑ2 ）により
分類しても同じ効果がある。また、振幅適応高域通過フ
ィルタリング部を２つのフィルタを切り換えることによ
り行っているが、１つのＦＩＲ又はＩＩＲ（Infinite I
mpulse Response)フィルタを備え、このフィルタの係数
を変化させることによる方法も可能である。In FIG. 2, in order to simplify the explanation, the amplitude of the echo is classified into two, that is, large and small.
More than one classification number is possible. In addition, this classification is amplitude A
According to the intensity A 2 (= I 2 + Q 2 ), the same effect can be obtained. In addition, the amplitude adaptive high-pass filtering unit is performed by switching two filters, but one FIR or IIR (Infinite I
mpulse response) filter is provided and the method by changing the coefficient of this filter is also possible.
【００３１】[0031]
【発明の効果】本発明において、初回送信におけるエコ
ーの振幅値の測定手段と高域通過フィルタとを有し、前
記エコ−の振幅が大きい場合は、前記高域通過フィルタ
の低周波領域における減衰量を多くし、前記エコ−の振
幅が小さい場合は、前記高域通過フィルタの低周波領域
における減衰量を少なくする減衰量の選択手段を有する
ことにより、クラッタ成分を効率よく抑圧でき、低流速
血流のドプラ成分の検出能力を改善し、低流速血流の検
出能が優れ、信号処理の迅速化の可能な超音波パルスド
プラ診断装置の提供を可能とする。In the present invention, there is provided means for measuring the amplitude value of the echo in the initial transmission and a high pass filter, and when the echo has a large amplitude, the high pass filter attenuates in the low frequency region. When the amount of the echo is increased and the amplitude of the echo is small, a clutter component can be efficiently suppressed by providing an attenuation amount selecting means for reducing the attenuation amount in the low frequency region of the high pass filter, and a low flow velocity is obtained. (EN) It is possible to provide an ultrasonic pulse Doppler diagnostic apparatus that improves the detection ability of a Doppler component of blood flow, has an excellent detection ability of a low-velocity blood flow, and can speed up signal processing.
【００３２】また、前記減衰量の選択手段の代わりに、
フィルタの選択手段を備えてもよい。または、振幅の代
わりに、エネルギー強度を適用しても上記と同じ効果が
得られる。Further, instead of the attenuation amount selecting means,
Filter selection means may be provided. Alternatively, the same effect as described above can be obtained by applying the energy intensity instead of the amplitude.
【図１】本発明に係る超音波パルスドプラ診断装置の概
略構成を説明する図である。FIG. 1 is a diagram illustrating a schematic configuration of an ultrasonic pulse Doppler diagnostic apparatus according to the present invention.
【図２】本発明の実施例に係るクラッタ抑圧回路の概略
ブロック図である。FIG. 2 is a schematic block diagram of a clutter suppression circuit according to an embodiment of the present invention.
【図３】本発明の実施例に係るエコー信号の振幅閾値の
設定の一例を示す図である。FIG. 3 is a diagram showing an example of setting an amplitude threshold value of an echo signal according to the embodiment of the present invention.
【図４】本発明の実施例に係る振幅適応高域通過フィル
タリング部の概略構成図である。FIG. 4 is a schematic configuration diagram of an amplitude adaptive high pass filtering unit according to an embodiment of the present invention.
【図５】本発明の実施例に係る高域通過フィルタの周波
数特性の一例を示す図である。FIG. 5 is a diagram showing an example of frequency characteristics of a high pass filter according to an embodiment of the present invention.
【図６】エコー信号の振幅の周波数特性と本発明の実施
例に係る高域通過フィルタの周波数特性との関係を示す
図である。FIG. 6 is a diagram showing the relationship between the frequency characteristic of the amplitude of the echo signal and the frequency characteristic of the high pass filter according to the embodiment of the present invention.
【図７】エコー信号の振幅の周波数特性の一例を示す図
である。FIG. 7 is a diagram showing an example of frequency characteristics of amplitude of an echo signal.
１ 探触子 ２ 送受信回路 ３ 受波整形検波回路 ４、６、６Ｉ、６Ｑ Ａ／Ｄコンンバータ ５ 直交位相検波回路 ７ クラッタ抑圧回路 ８ 血流情報計算回路 ９ 画像表示発生回路 １０ 表示器 ７１ 振幅計算部 ７２ 比較器 ７３ ラッチ ７４ 閾値テーブル ７６ 振幅適応高域通過フィルタリング部 1 Probe 2 Transmitting / Receiving Circuit 3 Wave Receiving / Shaping Detection Circuit 4, 6, 6I, 6Q A / D Converter 5 Quadrature Phase Detection Circuit 7 Clutter Suppression Circuit 8 Blood Flow Information Calculation Circuit 9 Image Display Generation Circuit 10 Indicator 71 Amplitude Calculation 72 Comparator 73 Latch 74 Threshold table 76 Amplitude adaptive high-pass filtering unit
Claims (4)
する送信装置と、その超音波パルスによる生体からのエ
コーを受信する受信装置とを備える超音波パルスドプラ
診断装置において、初回送信における前記エコーの振幅
値の測定手段と高域通過フィルタとを有し、前記エコ−
の振幅が大きい場合は、前記高域通過フィルタの低周波
領域における減衰量を多くし、前記エコ−の振幅が小さ
い場合は、前記高域通過フィルタの低周波領域における
減衰量を少なくする減衰量の選択手段を備えることを特
徴とする超音波パルスドプラ診断装置。1. An ultrasonic pulse Doppler diagnostic apparatus comprising: a transmitting device that sequentially transmits an ultrasonic pulse into a living body a plurality of times; and a receiving device that receives an echo from the living body due to the ultrasonic pulse. The measuring instrument has an amplitude value measuring means and a high-pass filter.
If the amplitude of is large, the amount of attenuation in the low-frequency region of the high-pass filter is increased, and if the amplitude of the echo is small, the amount of attenuation in the low-frequency region of the high-pass filter is reduced. An ultrasonic pulse Doppler diagnostic apparatus, characterized by comprising:
する送信装置と、その超音波パルスによる生体からのエ
コーを受信する受信装置とを備える超音波パルスドプラ
診断装置において、初回送信における前記エコーの振幅
値の測定手段と複数の高域通過フィルタとを有し、前記
エコ−の振幅が大きい場合は、低周波領域における減衰
量の多い高域通過フィルタを選択し、前記エコ−の振幅
が小さい場合は、低周波領域における減衰量が少ない高
域通過フィルタを選択するフィルタの選択手段を備える
ことを特徴とする超音波パルスドプラ診断装置。2. An ultrasonic pulse Doppler diagnostic apparatus, comprising: a transmitter that sequentially transmits ultrasonic pulses into a living body a plurality of times; and a receiver that receives echoes from the living body caused by the ultrasonic pulses. If the echo has a large amplitude, the high-pass filter having a large amount of attenuation in the low frequency region is selected, and the echo has a small amplitude. In this case, the ultrasonic pulse Doppler diagnostic apparatus is provided with a filter selection unit that selects a high-pass filter with a small amount of attenuation in the low frequency region.
する送信装置と、その超音波パルスによる生体からのエ
コーを受信する受信装置とを備える超音波パルスドプラ
診断装置において、初回送信における前記エコーの強度
の測定手段と高域通過フィルタとを有し、前記エコ−の
強度が大きい場合は、前記高域通過フィルタの低周波領
域における減衰量を多くし、前記エコ−の強度が小さい
場合は、前記高域通過フィルタの低周波領域における減
衰量を少なくする減衰量の選択手段を備えることを特徴
とする超音波パルスドプラ診断装置。3. An ultrasonic pulse Doppler diagnostic apparatus, comprising: a transmitter that sequentially transmits an ultrasonic pulse into a living body a plurality of times; and a receiver that receives an echo from the living body caused by the ultrasonic pulse. Having a strength measuring means and a high-pass filter, when the intensity of the echo is large, the amount of attenuation in the low frequency region of the high-pass filter is increased, and when the intensity of the echo is small, An ultrasonic pulse Doppler diagnostic apparatus comprising: an attenuation amount selecting means for reducing an attenuation amount in a low frequency region of the high pass filter.
する送信装置と、その超音波パルスによる生体からのエ
コーを受信する受信装置とを備える超音波パルスドプラ
診断装置において、初回送信における前記エコーの強度
の測定手段と複数の高域通過フィルタとを有し、前記エ
コ−の強度が大きい場合は、低周波領域における減衰量
の多い高域通過フィルタを選択し、前記エコ−の強度が
小さい場合は、低周波領域における減衰量が少ない高域
通過フィルタを選択するフィルタの選択手段を備えるこ
とを特徴とする超音波パルスドプラ診断装置。4. An ultrasonic pulse Doppler diagnostic apparatus comprising: a transmitter that sequentially transmits an ultrasonic pulse into a living body a plurality of times; and a receiver that receives an echo from the living body caused by the ultrasonic pulse. When the intensity of the echo is large, the intensity measuring means and a plurality of high pass filters are selected. When the intensity of the echo is large, a high pass filter with a large amount of attenuation in the low frequency region is selected, and when the intensity of the echo is small. Is an ultrasonic pulse Doppler diagnostic apparatus, characterized by comprising filter selecting means for selecting a high-pass filter with a small amount of attenuation in the low frequency region.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP5159836A JPH088921B2 (en) | 1993-06-30 | 1993-06-30 | Ultrasonic pulse Doppler diagnostic device |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP5159836A JPH088921B2 (en) | 1993-06-30 | 1993-06-30 | Ultrasonic pulse Doppler diagnostic device |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0716227A true JPH0716227A (en) | 1995-01-20 |
| JPH088921B2 JPH088921B2 (en) | 1996-01-31 |
Family
ID=15702311
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP5159836A Expired - Fee Related JPH088921B2 (en) | 1993-06-30 | 1993-06-30 | Ultrasonic pulse Doppler diagnostic device |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH088921B2 (en) |
Cited By (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2005312773A (en) * | 2004-04-30 | 2005-11-10 | Toshiba Corp | Ultrasonic diagnostic apparatus |
| JP2011025064A (en) * | 2010-10-07 | 2011-02-10 | Toshiba Corp | Ultrasonic diagnostic device |
| JP2012000467A (en) * | 2010-06-17 | 2012-01-05 | Samsung Medison Co Ltd | Adaptive clutter filtering method and ultrasonic system therefor |
| US11419573B2 (en) | 2016-02-02 | 2022-08-23 | Samsung Medison Co., Ltd. | Method for outputting speed of object and ultrasonic diagnosis device therefor |
Citations (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH0523334A (en) * | 1991-07-25 | 1993-02-02 | Matsushita Electric Ind Co Ltd | Ultrasonic doppler image apparatus |
-
1993
- 1993-06-30 JP JP5159836A patent/JPH088921B2/en not_active Expired - Fee Related
Patent Citations (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH0523334A (en) * | 1991-07-25 | 1993-02-02 | Matsushita Electric Ind Co Ltd | Ultrasonic doppler image apparatus |
Cited By (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2005312773A (en) * | 2004-04-30 | 2005-11-10 | Toshiba Corp | Ultrasonic diagnostic apparatus |
| JP4634738B2 (en) * | 2004-04-30 | 2011-02-16 | 株式会社東芝 | Ultrasonic diagnostic equipment |
| JP2012000467A (en) * | 2010-06-17 | 2012-01-05 | Samsung Medison Co Ltd | Adaptive clutter filtering method and ultrasonic system therefor |
| US9107602B2 (en) | 2010-06-17 | 2015-08-18 | Samsung Medison Co., Ltd. | Adaptive clutter filtering in an ultrasound system |
| JP2011025064A (en) * | 2010-10-07 | 2011-02-10 | Toshiba Corp | Ultrasonic diagnostic device |
| US11419573B2 (en) | 2016-02-02 | 2022-08-23 | Samsung Medison Co., Ltd. | Method for outputting speed of object and ultrasonic diagnosis device therefor |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH088921B2 (en) | 1996-01-31 |
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