【発明の詳細な説明】［発明の目的］（産業上の利用分野）本発明は、超音波のドプラ効果を利用して被検体内の血
流情報を検出し、この血流情報をカラーで２次元表示す
る超音波血流イメージング装置に関する。[Detailed Description of the Invention] [Objective of the Invention] (Industrial Application Field) The present invention detects blood flow information within a subject using the Doppler effect of ultrasound, and displays this blood flow information in color. The present invention relates to an ultrasonic blood flow imaging device that displays two-dimensional images.
（従来の技術）超音波ドプラ法と断層像を併用することによって一つの
超音波プローブで血流情報と断層像（Ｂモード像）を得
、断層像に重ねて血流情報をリアルタイムでカラー表示
させるようにした超音波血流イメージング装置が知られ
ている。このような装置によって血流速度を測定する場
合の動作原理は次の通りである。(Prior technology) By using Doppler ultrasound and tomographic images together, blood flow information and tomographic images (B-mode images) are obtained with a single ultrasound probe, and the blood flow information is displayed in color in real time by superimposing it on the tomographic images. Ultrasonic blood flow imaging apparatuses are known. The operating principle for measuring blood flow velocity with such a device is as follows.
すなわち、被検体である生体内を流れている血流に対し
てプローブから超音波パルスを送波すると、この送波パ
ルスの周波数ｆｃは流動する血球によって散乱されてい
わゆるドプラ偏移を受けてｆｄだけ変化し、ｆ＝ｆｃ＋
ｆｄの周波数となって同一プローブで受波される。この
とき周波数ｆｃ、ｆｄ、血流速度Ｖの関係は次式のよう
に示される。That is, when an ultrasonic pulse is transmitted from the probe to the blood flow flowing in the living body, which is the subject, the frequency fc of this transmitted pulse is scattered by the flowing blood cells and undergoes a so-called Doppler shift, resulting in fd , f=fc+
fd frequency and is received by the same probe. At this time, the relationship between frequencies fc, fd, and blood flow velocity V is expressed by the following equation.
にこで、■二面流速度、θ：送波パルスが血流となす角度、Ｃ：音 速。toHere, ■Two-sided flow velocity,θ: Angle between the transmitted pulse and the blood flow,C: Speed of sound.
従ってこの式から明らかなように、ドプラ偏移周波数ｆ
ｄを検出することによって血流速度■を得ることができ
る。Therefore, as is clear from this equation, the Doppler shift frequency f
By detecting d, the blood flow velocity ■ can be obtained.
このようにして得られた血流速度■を２次元画像として
表示する方法は次のようである。先ず第６図のようにプ
ローブ１から被検体に対してＡ。The method for displaying the blood flow velocity (2) obtained in this manner as a two-dimensional image is as follows. First, as shown in FIG. 6, A from the probe 1 to the subject.
Ｂ、Ｃ，・・・方向に順次超音波パルスを送波してセク
タスキャンを行うにあたり、第７図の構成の超音波血流
イメージング装置によって超音波パルスの送受信制御が
行われる。When performing sector scanning by sequentially transmitting ultrasound pulses in directions B, C, . . . , transmission and reception of ultrasound pulses is controlled by the ultrasound blood flow imaging apparatus having the configuration shown in FIG.
最初に六方向に超音波パルスが送波されると、被検体内
の血流でドアラ偏移されて反射されてきたエコー信号は
同一プローブ１で受波されて受信回路２に送られる。次
に位相検波回路３によってドプラ偏移周波数が検出され
、このドプラ偏移周波数は超音波パルスのラスタ方向に
設けられた例えば２５６個のサンプル点（ＳＰ）ごとに
とらえられる。各サンプル点でとらえられたドプラ偏移
周波数は周波数分析器４で周波数分析され、分析結果が
ＯＳＣ（デジタル・スキャン・コンバータ）５に送られ
た後、表示部６に六方向の血流像がリアルタイムで表示
される。通常六方向に対してはレート繰返し信＠（レー
ト信号）に同期して何回が例えば８回超音波パルスの送
受信が行われ、これらによって得られた各データに基づ
いて血流像が構成されている。以下Ｂ、Ｃ，・・・の各
方向に対しても同様な動作が繰返されて、各ラスタ方向
に対応した血流像が表示されることになる。When ultrasound pulses are first transmitted in six directions, echo signals that are deflected and reflected by the blood flow within the subject are received by the same probe 1 and sent to the receiving circuit 2. Next, a Doppler shift frequency is detected by the phase detection circuit 3, and this Doppler shift frequency is captured at each of, for example, 256 sample points (SP) provided in the raster direction of the ultrasound pulse. The Doppler shift frequency captured at each sample point is frequency-analyzed by a frequency analyzer 4, and the analysis results are sent to an OSC (digital scan converter) 5, after which blood flow images in six directions are displayed on a display unit 6. displayed in real time. Normally, ultrasonic pulses are transmitted and received in synchronization with a rate repetition signal @ (rate signal) several times in six directions, for example eight times, and a blood flow image is constructed based on each data obtained by these. ing. Similar operations are repeated for each of the directions B, C, . . . , and blood flow images corresponding to each raster direction are displayed.
ところでこのようにして超音波のドプラ偏移周波数を検
出して血流情報を表示する場合、ラスタ数ｎ（前記Ａ、
Ｂ、Ｃ，・・・の総数）、各ラスク方向し−ト数Ｎ、フ
レーム数Ｆ（−秒間に表示する画像の数）、レート信号
の周波数ｆｒ（超音波パルスの繰返し周波数）の間には
次式のような関係がある。By the way, when detecting the Doppler shift frequency of ultrasound and displaying blood flow information in this way, the number of rasters n (above A,
B, C, ...), the number of frames in each rask direction N, the number of frames F (the number of images displayed per - second), and the frequency fr of the rate signal (the repetition frequency of the ultrasonic pulse). has the following relationship.
ｎｘＮｘＦｘ１／ｆｒ＝１この式から明らかなようにレート信号周波数ｆｒを一定
にした場合、ｎ−Ｎ−Ｆも一定となる。nxNxFx1/fr=1 As is clear from this equation, when the rate signal frequency fr is kept constant, n-N-F also becomes constant.
ｎを増やすと空間分解能が向上し、Ｎを増やすとチラつ
きのない画像を得ることができるが、３者は相矛盾する
関係にあるためいずれか１つを向上させようとすると他
の２つは犠牲にならざるを得ない。例えば各ラスタのレ
ート数を増加して周波数分解能を向上することにより血
流像をより正確に観察しようとすると、フレーム数Ｆ及
びラスタ数ｎを犠牲にしなければならない。特にフレー
ム数Ｆを犠牲にすることは画像の枚数が少なくなってチ
ラつきが発生するので、診断能に影響するため好ましく
ない。Increasing n improves the spatial resolution, and increasing N makes it possible to obtain flicker-free images, but these three have a contradictory relationship, so if you try to improve one, the other two will be affected. I have no choice but to sacrifice. For example, if a blood flow image is to be observed more accurately by increasing the rate number of each raster to improve frequency resolution, the number of frames F and the number of rasters n must be sacrificed. In particular, sacrificing the number of frames F is undesirable because the number of images decreases and flickering occurs, which affects diagnostic performance.
（発明が解決しようとする課題）ところで従来の超音波血流イメージング装置では、血流
像の観測時間はいずれのラスタにおいても一定であるた
め、特定の領域を十分に観察したいときでも実現が困難
であるという問題がある。(Problem to be Solved by the Invention) However, with conventional ultrasonic blood flow imaging devices, the observation time of blood flow images is constant for all rasters, making it difficult to observe a specific region sufficiently. There is a problem that.
本発明は以上のような事情に対処してなされたもので、
フレーム数をそれ程犠牲にすることなく血流像の特定の
領域を十分に観測できるようにした超音波血流イメージ
ング装置を提供することを目的とするものである。The present invention was made in response to the above circumstances.
It is an object of the present invention to provide an ultrasonic blood flow imaging device that can sufficiently observe a specific region of a blood flow image without significantly sacrificing the number of frames.
［発明の構成］（ｉ、１題を解決するための手段）上記目的を達成するために本発明は、血流像が表示され
た画面の任意位置にＲｏｔｔ設定するＲＯＩｇ２定手段
と、ＲＯＩ内において超音波パルスを送波するレート繰
返し信号（レート信号）の回数（レート数）を変化させ
るレート信号回数制御手段とを備えるようにしたもので
ある。[Structure of the Invention] (I. Means for Solving Problem 1) In order to achieve the above object, the present invention provides ROIg2 setting means for setting Rott at an arbitrary position on the screen on which a blood flow image is displayed, and and rate signal number control means for changing the number of times (rate number) of a rate repetition signal (rate signal) for transmitting ultrasonic pulses.
（作 用）設定されたＲＯＩ内においてのみレート数を増加させる
ことにより、ＲＯＩ内の血流の観測時間を増加させるこ
とができるので血流像の特定の領域を十分に観測するこ
とができるようになる。(Function) By increasing the number of rates only within the set ROI, the observation time for blood flow within the ROI can be increased, so that a specific region of the blood flow image can be sufficiently observed. become.
（実施例）以下図面を参照して本発明実施例を説明する。(Example)Embodiments of the present invention will be described below with reference to the drawings.
第１図は本発明の超音波血流イメージング装置の一実施
例を示すブロック図で、レート繰返し信＠（レート信号
）ｆｒの回数（レート数）を増加させることにより血流
像の特定の領域を十分に観測できるようにした例を示し
ている。送受信回路７からレート信号に同期して印加さ
れた電気信号に基づいて超音波プローブ１は被検体に対
して超音波パルスを送波し、反射されてきたドプラ偏移
周波数を含んだエコー信号を受波して再び送受信回路７
に加える。送受信回路７から出力されたエコー信号は断
層情報（Ｂモード情報）検出ライン８及び血流情報検出
ライン９に二分岐して加えられる。断層情報検出ライン
８に加えられたエコー信号は、包絡線検波回路１０によ
って包絡線検波が行われこの像幅検波出力がａｓｃ ｉ
ｉに加えられて、ＴＶモニタ１３に表示可能な信号走
査方式に変換される。１２はＤ／Ａ変換回路、１３は周
知のＣＲＴデイスプレィ等から成るＴＶモニタである。FIG. 1 is a block diagram showing an embodiment of the ultrasonic blood flow imaging device of the present invention, in which specific areas of a blood flow image can be identified by increasing the number of rate repetition signals (rate signal) fr (rate number). An example is shown in which it is possible to fully observe the Based on the electric signal applied from the transmitter/receiver circuit 7 in synchronization with the rate signal, the ultrasound probe 1 transmits ultrasound pulses to the subject, and receives reflected echo signals containing the Doppler shift frequency. After receiving the wave, the transmitter/receiver circuit 7
Add to. The echo signal output from the transmitter/receiver circuit 7 is branched into two and applied to a tomographic information (B mode information) detection line 8 and a blood flow information detection line 9. The echo signal applied to the tomographic information detection line 8 is subjected to envelope detection by the envelope detection circuit 10, and the image width detection output is
i and is converted into a signal scanning system that can be displayed on the TV monitor 13. 12 is a D/A conversion circuit, and 13 is a TV monitor consisting of a well-known CRT display or the like.
一方、血流情報検出ライン９に加えられたエコー信号は
直交位相検波回路１４によってドプラ偏移周波数ｆｄが
検出される。先ず位相検波回路１４においてエコー信号
は血流の順流及び逆流を検出するためにＣＨｌ 、Ｃ＋
−１２の２チヤンネルに分岐されて各々ミキサ１７ａ、
１７ｂに加えられる。発娠器１５で発生された第１の参
照信号ｆ。On the other hand, the Doppler shift frequency fd of the echo signal applied to the blood flow information detection line 9 is detected by the quadrature phase detection circuit 14. First, in the phase detection circuit 14, echo signals are converted to CHl, C+ in order to detect forward and reverse blood flow.
-12 channels, each with a mixer 17a,
17b. A first reference signal f generated by the oscillator 15.
がミキサ１７ａに加えられると共に、この信号が移相器
１６によって９０”位相が遅らされた第２の参照信号が
ミキサ１７ｂに加えられることにより、各ミキサ１７ａ
、１７ｂにおいて両信号の乗算が行われる。この結果、
各ミキサ１７ａ、１７ｂからはドプラ偏移周波数ｆｄと
（２ｆｏ 十ｆｄ）の信号とが出力されてＬＰＦ （ロ
ーパスフィルタ）１８ａ、１８ｂに加えられ、ＬＰＦ１
８ａ。is applied to the mixer 17a, and a second reference signal whose phase is delayed by 90'' by the phase shifter 16 is applied to the mixer 17b, so that each mixer 17a
, 17b, both signals are multiplied. As a result,
Doppler shift frequency fd and (2fo + fd) signals are outputted from each mixer 17a, 17b and added to LPF (low pass filter) 18a, 18b.
8a.
１８ｂによって（２ｆｏ ＋ｆｄ）の高周波成分が除去
されて低周波成分であるドプラ偏移周波数ｆｄのみが通
過されて血流情報としての位相検波出力となる。18b removes the high frequency component of (2fo + fd), and only the low frequency component, Doppler shift frequency fd, is passed through to become a phase detection output as blood flow information.
第２図（ａ）乃至（Ｃ）は以上の過程で得られた各信号
波形を示すもので、（ａ）はレート信号。FIGS. 2(a) to (C) show each signal waveform obtained in the above process, where (a) is a rate signal.
（ｂ）はエコー信号、（Ｃ）は位相検波出力信号を示し
ている。(b) shows an echo signal, and (C) shows a phase detection output signal.
このようにして得られた位相検波出力信号には血流像を
表示するための本来の血流信号の他に、心臓の壁等のよ
うに動きの遅い物体からの不要な反射信号（クラッタと
称される）も含まれている。In addition to the original blood flow signal for displaying the blood flow image, the phase detection output signal obtained in this way contains unnecessary reflection signals (clutter and other signals) from slow-moving objects such as the heart wall. ) is also included.
このためこれらクラッタ信号を除去するために位相検波
回路はＭＴ ｒ（）ｌｏｖｉｎｇ Ｔａｒｇｅｔ Ｉｎ
ｄｉｃａｔｏｒ）演算部１９に加えられる。Therefore, in order to remove these clutter signals, the phase detection circuit uses MTr()loving Target In
dicator) is added to the arithmetic unit 19.
第１の参照信号により乗算が行われたＣｔ−ｈの出力（
Ｉｎｆａｓｅ： Ｉ−ＣＨ）及び第２の参照信号により
乗算が行われたＣＨ２の出力（Ｑｕａｄｒａｔｕｒｅ；
Ｑ −ＣＨ）は各々Ａ／Ｄ変挽回路２０ａ、２０ｂによ
ってデジタル信号に変換された後、ＭＴＩフィルタ２１
ａ、２１ｂに加えられる。このＭＴＩフィルタ２１ａ、
２１ｂは係数を変えることによりフィルタのカットオフ
周波数を例えば２００゜４００、 ６００（Ｈｚ ）の
ように変化させることができるので各々所望の周波数特
性を（ｑることができる。クラッタ信号を除外して血流
信号のみを検出するにはＭＨＩフィルタ２１ａ、２１ｂ
の特性が重要となる。The output of Ct-h multiplied by the first reference signal (
Infase: Output of CH2 multiplied by I-CH) and the second reference signal (Quadrature;
Q-CH) are each converted into digital signals by A/D conversion circuits 20a and 20b, and then sent to an MTI filter 21.
a, 21b. This MTI filter 21a,
By changing the coefficients of the filter 21b, the cutoff frequency of the filter can be changed, for example, to 200°, 400, or 600 (Hz), so it is possible to obtain the desired frequency characteristics (q). MHI filters 21a and 21b are used to detect only blood flow signals.
characteristics are important.
ＭＴＩフィルタ２１ａ、２１ｂの出力は、２次元の多点
の周波数分析をリアルタイムで行うために周波数分析器
３３に加えられる。第１図の例では自己相関法による周
波数分析を行っている。The outputs of the MTI filters 21a and 21b are applied to a frequency analyzer 33 to perform two-dimensional multi-point frequency analysis in real time. In the example shown in FIG. 1, frequency analysis is performed using the autocorrelation method.
ＭＴＩフィルタ２１ａ、２１ｂの出力は自己相関器２２
に加えられた後、この出力は各々平均速度演算部２３１
分散演算部２４．パワー演算部２５に加えられる。平均
速度演算部２３では平均ドプラ偏移周波数ｆｄを求め、
また分散演算部２４ではｆｄの分散σ２を求め、ざらに
パワー演算部２５ではパワーＰを求めることが行われる
。各出力はＯ３Ｃ１１に加えられて必要に応じてデータ
補間がなされた後、カラー処理回路３１でカラー情報に
変換され、Ｄ／Ａ変換回路１２を介してＴＶモニタ１３
に血流像がカラー表示される。The outputs of the MTI filters 21a and 21b are sent to the autocorrelator 22.
After being added to the average speed calculation unit 231, the outputs are respectively added to the average speed calculation unit 231
Distributed calculation unit 24. It is added to the power calculation section 25. The average velocity calculation unit 23 calculates the average Doppler shift frequency fd,
Further, the dispersion calculation section 24 calculates the variance σ2 of fd, and the power calculation section 25 roughly calculates the power P. Each output is applied to the O3C 11 and subjected to data interpolation as necessary, then converted into color information by the color processing circuit 31, and sent to the TV monitor 13 via the D/A conversion circuit 12.
The blood flow image is displayed in color.
システム制御部２９はマイクロプロセッサ等から構成さ
れる装置全体の制御動゛作を司っている。The system control section 29 is in charge of controlling operations of the entire device composed of a microprocessor and the like.
またＲＯＩ設定部３０は血流像が表示されるＴＶモニタ
１３の画面の任意位置にＲＯＩ（関心領域）３２を第３
図のように設定するためのもので、図示しない操作パネ
ル上に設けられたトラックボール、ジョイステック、マ
ウス等の各種の座標入力手段を介して操作することによ
り設定することができる。このＲＯＩは表示された血流
像上の特に十分に観察したい、領域に対して設定され、
後述のようにＲＯＩにおいては超音波パルスを送波する
レート信号の回数が増加されるような制御が行われる。Further, the ROI setting unit 30 sets a third ROI (region of interest) 32 at an arbitrary position on the screen of the TV monitor 13 on which the blood flow image is displayed.
This is for setting as shown in the figure, and the settings can be made by operating via various coordinate input means such as a trackball, joystick, or mouse provided on an operation panel (not shown). This ROI is set for a region on the displayed blood flow image that you particularly want to observe thoroughly,
As will be described later, in the ROI, control is performed such that the number of rate signals for transmitting ultrasonic pulses is increased.
クラッタ検出部２６は前記ＬＰＦ１８ａ、１８ｂから出
力された位相検波信号を用いてクラッタ信号の振幅の絶
対値成分を検出するためのもので、例えば各ＣＨ１，Ｃ
Ｈ２の出力の ＋２を求めることにより検出する機
能を有している。The clutter detection section 26 is for detecting the absolute value component of the amplitude of the clutter signal using the phase detection signals output from the LPFs 18a and 18b, and for example, for each CH1, C
It has a detection function by calculating +2 of the output of H2.
クラッタ最大値検出部２７は前記検出部２６の検出結果
に基づいて、前記ＲＯＩ設定部３０で設定されたＲＯＩ
例えば第３図のＲＯＩ３２における各うスタＭ乃至Ｐの
各々最初のル−ト信号のクラッタ信号の最大値を検出す
るためのものである。The clutter maximum value detection section 27 determines the ROI set by the ROI setting section 30 based on the detection result of the detection section 26.
For example, this is for detecting the maximum value of the clutter signal of the first root signal of each of the stars M to P in the ROI 32 of FIG.
レート数設定部２８はＲＯＭ （リードオンリメモリ）
等から構成され、前記検出部２７において検出されたク
ラッタ信号の値に応じて値が予め設定されており、この
値は超音波パルスを送波するレート信号の繰返し回数が
記憶されている。例えば第３図に対応して第４図に示す
ように、ＲＯＩ３２が６２定されていないラスタＡ乃至
りに対しては８回の繰返しが行われていたのに対して、
ＲＯＩ ３２が設定されているラスタＭ乃至Ｐにおいて
はクラッタの大きさに応じてざらに多くのレート数を対
応するラスタに対して用いるような制御を行うための回
数が記憶されている。このレート数設定部２８から出力
された回数のデータは送受信回路７に加えられ、この送
受信回路７はクラッタを検出したラスタに対してこのレ
ート数分だけプローブ１を励振させるような電気信号を
印加する。これによってＲＯＩ３２が設定されたラスタ
Ｍ乃至Ｐに対してはその他の走査線に比較して繰返し回
数が増加された超音波ビームの送波が行われるようにな
る。Rate number setting section 28 is ROM (read only memory)
A value is set in advance according to the value of the clutter signal detected by the detection unit 27, and this value stores the number of repetitions of the rate signal for transmitting the ultrasonic pulse. For example, as shown in FIG. 4 corresponding to FIG. 3, 8 repetitions were performed for rasters A to 62 where ROI 32 was not determined.
For the rasters M to P for which the ROI 32 is set, the number of times for controlling to use a larger number of rates for the corresponding raster depending on the size of clutter is stored. The data on the number of times outputted from the rate number setting section 28 is added to the transmitter/receiver circuit 7, and the transmitter/receiver circuit 7 applies an electrical signal that excites the probe 1 by this rate number to the raster in which clutter has been detected. do. As a result, ultrasonic beams are transmitted to the rasters M to P in which the ROI 32 is set with an increased number of repetitions compared to other scanning lines.
次に本実施例の作用を説明する。Next, the operation of this embodiment will be explained.
第２図（ａ）に示したようなレート信号に同期してプロ
ーブ１から超音波パルスの送波が行われて得られた第２
図（ｂ）のようなエコー信号は送受信回路７を介して断
層情報検出ライン８及び血流情報検出ライン９に加えら
れる。断層情報検出ライン８では包絡線検波が行われこ
の検波出力に基づいて断層像がＴＶモニタ１３に表示さ
れる。The second pulse obtained by transmitting ultrasonic pulses from the probe 1 in synchronization with the rate signal shown in Fig. 2(a)
The echo signal as shown in FIG. 2B is applied to the tomographic information detection line 8 and the blood flow information detection line 9 via the transmission/reception circuit 7. Envelope detection is performed in the tomographic information detection line 8, and a tomographic image is displayed on the TV monitor 13 based on the detected output.
一方、血流情報検出ライン９では位相検波回路１４によ
ってドプラ偏移周波数ｆｄが位相検波出力として検出さ
れ、ＭＴＩ演緯部１９によってクラッタ成分が除去され
た後周波数分析器３３により血流速度が検出され血流像
がカラーで１゛ｖモニタ１３に表示される。このように
し、て血流像が表示されているとき、オペレータが特に
十分に観察したい領域に対して第３図のようにＲＯＩ３
２を設定すると、このＲＯＩ内の血流像におけるクラッ
タ信号が検出されこのクラッタ信号が大きいとこれに対
応したラスタＭ乃至Ｐのレート信号の繰返し回数が第４
図のように増加されるような制御が行われる。これによ
ってこの走査線Ｍ乃￥Ｐのレート信号の回数が増加され
て超音波ビームの送波が行われる。このようにレート数
を増加することにより、ＭＴＩフィルタ２１ａ、２１ｂ
の特性が改善されるようになるので、クラッタ信号の分
離機能が向上するようになる。またデータ数が増えた分
、周波数分解能が向上する。On the other hand, in the blood flow information detection line 9, the phase detection circuit 14 detects the Doppler shift frequency fd as a phase detection output, and after the MTI processing section 19 removes the clutter component, the frequency analyzer 33 detects the blood flow velocity. The blood flow image is displayed in color on the 1゛V monitor 13. In this way, when a blood flow image is displayed, the operator can select ROI3 as shown in FIG.
When 2 is set, a clutter signal in the blood flow image within this ROI is detected, and if this clutter signal is large, the number of repetitions of the rate signal of the corresponding raster M to P is set to 4th.
Control is performed such that the number is increased as shown in the figure. As a result, the number of rate signals of the scanning lines M to P is increased, and the ultrasonic beam is transmitted. By increasing the number of rates in this way, the MTI filters 21a, 21b
Since the characteristics of the clutter signal are improved, the clutter signal separation function is improved. Furthermore, as the number of data increases, frequency resolution improves.
このような本実施例によれば、ＴＶモニタ１３を観測し
ながら特に十分に観測したい領域にＲＯＩを設定するこ
とにより、このＲＯＩ内が十分に観測しにくいような状
態にある場合には位相検波出力のクラッタ信号の大ぎざ
に基いて自動的に観測時間が増加するような制御が行わ
れるので、特定の領域の血流像を十分に観測することが
できる。しかも観測時間を増加する領域はフレーム全体
でなくＲＯＩ内のみなので、フレーム数をそれ程犠牲に
することなく実現することができる。According to this embodiment, by setting an ROI in a region that is particularly desired to be sufficiently observed while observing the TV monitor 13, phase detection is performed when the inside of this ROI is in a state where it is difficult to observe sufficiently. Since control is performed to automatically increase the observation time based on the magnitude of the output clutter signal, it is possible to sufficiently observe the blood flow image in a specific region. Furthermore, since the area where the observation time is increased is only within the ROI rather than the entire frame, this can be achieved without sacrificing the number of frames.
本文実施例ではクラッタ信号を検出する手段を血流情報
検出ラインに設ける例で説明したが、これに限らず断層
情報検出ラインに設けるようにしもよい。すなわち包絡
線検波回路１０の出力をクラッタ検出回路２６の出力の
代りに用いてもよい。In the present embodiment, an example has been described in which the means for detecting the clutter signal is provided on the blood flow information detection line, but the present invention is not limited to this, and the means may be provided on the tomographic information detection line. That is, the output of the envelope detection circuit 10 may be used instead of the output of the clutter detection circuit 26.
本発明の他の実施例としてＲＯＩ３２内におけるレート
信号の周期を第５図（ａ）のようにＴより長く設定し、
又は第５図（ｂ）のようにＲＯＩを含む範囲で王より短
く設定するような制御を行うこともできる。この場合レ
ート信号の繰返し回数は一定としてその周期のみを可変
するような制御を行うようにする。これによって長く設
定した場合にはより遅い速度を持つ血球からのドアラ信
号の検出ができるようになり、一方短く設定した場合に
はより速い速度を持つ血球からのドアラ信号が折返しな
く検出できるようになる。このようにレート信号の周期
を可変するには操作パネルに設けた制御スイッチを手動
で操作することにより容易に実現することができる。As another embodiment of the present invention, the period of the rate signal within the ROI 32 is set to be longer than T as shown in FIG. 5(a),
Alternatively, as shown in FIG. 5(b), control may be performed such that the range including the ROI is set shorter than the radius. In this case, control is performed such that the number of repetitions of the rate signal is constant and only the period thereof is varied. If you set this to a long time, it will be possible to detect DOARA signals from blood cells with a slower speed, while if you set it to a short time, you will be able to detect DOARA signals from blood cells with a faster speed without looping back. Become. The period of the rate signal can be varied in this manner easily by manually operating a control switch provided on the operation panel.
［発明の効果］以上述べたように本発明によれば、血流像の表示画面に
ＲＯＩを設定しこのＲＯＩ内のレート信号の繰返し回数
を変化させるようにしたので、フレーム数をそれ程犠牲
にすることなく血流の特定の領域を十分に観測すること
ができる。[Effects of the Invention] As described above, according to the present invention, an ROI is set on the blood flow image display screen and the number of repetitions of the rate signal within this ROI is changed, so the number of frames is not sacrificed that much. specific areas of blood flow can be fully observed without
第１図は本発明の超音波血流イメージング装置の一実施
例を示すブロック図、第２図（ａ＞乃至（Ｃ）は本実施
例装置における主要な信号の波形図、第３図は本実施例
装置で行われるＲＯＩ設定例の説明図、第４図は本実施
例で行われるレート信号の繰返し回数の制御例を示す信
号波形図、第５図（ａ＞、（ｂ）は本発明の他の実施例
で行われるレート信号の周期の制御例を示す信号波形図
、第６図及び第７図は従来例の超音波スキャン方法及び
ブロック図である。１・・・超音波パルス、 ７・・・送受信回路、９・・
・血流情報検出ライン、１４・・・位相検波回路、 １９・・・ＭＴｉ演痒部、
２６・・・クラッタ検出部、２７・・・クラッタ最大値検出部、２８・・・レート数設定部、３０・・・ＲＯＩ設定部、３２・・・ＲＯＩ０第図レート１８５ｇ″壜θ１９し−１４ｉ−を／６＠第図（Ｇ）第図FIG. 1 is a block diagram showing an embodiment of the ultrasonic blood flow imaging device of the present invention, FIG. FIG. 4 is a signal waveform diagram showing an example of controlling the number of repetitions of the rate signal performed in this embodiment. FIGS. A signal waveform diagram showing an example of controlling the cycle of the rate signal performed in another embodiment, and FIGS. 6 and 7 are a conventional ultrasonic scanning method and a block diagram. 1... Ultrasonic pulse, 7... Transmission/reception circuit, 9...
・Blood flow information detection line, 14... Phase detection circuit, 19... MTi itch part,
26...Clutter detection section, 27...Clutter maximum value detection section, 28...Rate number setting section, 30...ROI setting section, 32...ROI0 rate 185g'' bottle θ19-14i - /6 @ Figure (G) Figure
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
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| JP28092988AJPH02126834A (en) | 1988-11-07 | 1988-11-07 | Ultrasonic blood flow imaging device |
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP28092988AJPH02126834A (en) | 1988-11-07 | 1988-11-07 | Ultrasonic blood flow imaging device |
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH02126834Atrue JPH02126834A (en) | 1990-05-15 |
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP28092988APendingJPH02126834A (en) | 1988-11-07 | 1988-11-07 | Ultrasonic blood flow imaging device |
| Country | Link |
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| JP (1) | JPH02126834A (en) |
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2001187056A (en)* | 1999-12-21 | 2001-07-10 | General Electric Co <Ge> | Adaptive scanning technique of ultrasonic color flow |
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
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