【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、Ｂモード表示と２Ｄドプラモード（以下、２
Ｄモードともいう）表示とを行うことのできる超音波診
断装置に関する。[Detailed Description of the Invention] [Object of the Invention] (Industrial Application Field) The present invention provides B-mode display and 2D Doppler mode (hereinafter referred to as 2D Doppler mode).
The present invention relates to an ultrasonic diagnostic apparatus that can perform a display (also referred to as D mode).
（従来の技術）Ｂモードとは、第９図に示すように、超音波プローブ４
０の超音波送受波面４０Ａより被検体４１に向けて垂直
に超音波ビームＢ１を送受波し、これを一方向にスキャ
ンして被検体断面像を収集するモードで必る。(Prior art) B mode is, as shown in FIG.
This is necessary in a mode in which the ultrasonic beam B1 is vertically transmitted and received from the ultrasonic wave transmitting/receiving surface 40A of 0 toward the subject 41, and is scanned in one direction to collect a cross-sectional image of the subject.
一方、２Ｄモードとは、第９図に示すように、前記超音
波送受波面４０Ａより被検体４１に向けて超音波ビーム
Ｂ２を斜めに送受波し、各走査線毎に複数回ビームＢ１
を送受波して一方向にスキャンし、２次元の血流情報を
得るモードでおる。On the other hand, in the 2D mode, as shown in FIG.
It is in a mode that transmits and receives waves and scans in one direction to obtain two-dimensional blood flow information.
ここで、Ｂモード収集のための超音波ビームＢ１は、高
分解能のＢモード像を得るために、７゜５ Ｍ ＨＺ又
は１０Ｍ１−ＩＺ程度の高周波を用いる必要があり、一
方、２Ｄモードデータ収集のための超音波ビームＢ２は
、高流速の測定を可能とするために、３．５ＭＨ２程度
の低周波を用いる必要がある。また、前記超音波送受波
面４０Ａより斜めにビームを送受波するためには、高周
波に従ってグレーティング・サイドローブが増加するた
め、この意味からも２Ｄモードの際には低周波での超音
波ビームを用いる必要がある。Here, the ultrasonic beam B1 for B-mode collection needs to have a high frequency of about 7°5 MHz or 10M1-IZ in order to obtain a high-resolution B-mode image, while for 2D mode data collection For the ultrasonic beam B2, it is necessary to use a low frequency of about 3.5 MH2 in order to enable measurement of high flow velocity. In addition, in order to transmit and receive a beam obliquely from the ultrasonic transmitting/receiving surface 40A, the grating sidelobes increase as the frequency increases, so in this sense as well, an ultrasonic beam at a low frequency is used in the 2D mode. There is a need.
ところで、従来の超音波プローブで上記のＢモード、２
Ｄモードのデータ収集を行なおうとすれば、Ｂモードと
２Ｄモードとで超音波の周波数を同一とせざるを得ない
。従って、高周波の超音波を利用した場合にはＢモード
像については問題がないが、２Ｄモードの場合には最高
流速測定範囲が低下するという欠点がある。逆に、低周
波の超音波を利用した問合には２Ｄモードの場合の高流
速測定が可能となるが、Ｂモード像の分解能が劣化する
という欠点があった。By the way, with the conventional ultrasonic probe, the above B mode, 2
In order to collect data in D mode, it is necessary to use the same ultrasonic frequency in B mode and 2D mode. Therefore, when using high-frequency ultrasound, there is no problem with B-mode images, but when using 2D mode, there is a drawback that the maximum flow velocity measurement range is reduced. On the other hand, interrogation using low-frequency ultrasonic waves enables high flow velocity measurement in the 2D mode, but has the disadvantage that the resolution of the B-mode image deteriorates.
（発明が解決しようとする問題点）上述したように、従来方式によれば同一の超音波プロー
ブでＢモード、２Ｄモードのデータ収束を行おうとする
と両モードのうちのいずれか一方のモードでのデータ収
集が満足にできないという欠点があった。(Problems to be Solved by the Invention) As mentioned above, according to the conventional method, when attempting to converge data in B mode and 2D mode with the same ultrasound probe, data convergence in one of the two modes occurs. The drawback was that data collection was not satisfactory.
本発明は上記事情に鑑みて成されたものであり、Ｂモー
ド像データ収集は高周波の超音波ビームで行い、２Ｄモ
ードのデータ収集は低周波の超音波ビームで行なって、
高分解能の８モード像を得ることができ、かつ、２Ｄモ
ードで高流速の測定を行うことのできる超音波診断装置
の提供を目的とする。The present invention has been made in view of the above circumstances, and B-mode image data collection is performed with a high-frequency ultrasound beam, and 2D-mode data collection is performed with a low-frequency ultrasound beam.
The purpose of the present invention is to provide an ultrasonic diagnostic apparatus that can obtain high-resolution 8-mode images and perform high-flow measurement in 2D mode.
［発明の構成］（問題点を解決するだめの手段）本発明は、少なくともＢモード像表示のための高周波の
超音波及び血流情報を２次元的にカラー表示する２Ｄモ
一ド表示のための低周波の超音波を送受波することので
きる超音波探触子を用い、かつ、この超音波探触子で得
られた両モードのＴ−夕に対して高域成分のみを通過さ
せるフィルタと低域成分のみを通過させるフィルタとを
選択的に施すフィルタ手段と、Ｂモード像データについ
ては高域成分のみを通過させ、２Ｄモードデータについ
ては低域成分のみを通過させるべく前記フィルタ手段を
選択制御する制御手段と、このフィルタ手段を通過した
Ｂモード像データと２Ｄモードデータとを処理してディ
スプレイ上に表示する表示手段とを有している。[Structure of the Invention] (Means for Solving the Problems) The present invention provides at least a 2D mode display for two-dimensionally color displaying high-frequency ultrasound and blood flow information for B-mode image display. A filter that uses an ultrasonic probe that can transmit and receive low-frequency ultrasonic waves, and that only passes high-frequency components for both modes of T-wave obtained with this ultrasonic probe. and a filter that selectively applies a filter that passes only low-frequency components; and a filter that selectively applies a filter that passes only high-frequency components for B-mode image data and only low-frequency components for 2D mode data; It has a control means for controlling selection, and a display means for processing the B mode image data and 2D mode data that have passed through the filter means and displaying them on a display.
（作 用）超音波探触子から同時に照射される高周波。(for production)High frequency waves emitted simultaneously from an ultrasound probe.
低周波の超音波のうち、Ｂモードの際には高域成分のみ
を通過させ、２Ｄドプラモードの１際には低域成分のみ
を通過させるようにフィルタ手段にてフィルタを施すこ
とができる。この結果、高周波の超音波によって高分解
能の８モード像が得られ、低周波の超音波によって２０
ドプラモード時には高流速の測定が可能となる。Among low-frequency ultrasound waves, filtering can be performed by a filter means so that only high-frequency components are passed during B mode, and only low-frequency components are passed during 2D Doppler mode. As a result, high-resolution 8-mode images can be obtained using high-frequency ultrasound, and 20-mode images can be obtained using low-frequency ultrasound.
In Doppler mode, high flow velocity measurements are possible.
（実施例）以下、本発明の一実施例を図面を参照して説明する。(Example)Hereinafter, one embodiment of the present invention will be described with reference to the drawings.
第１図は本実施例装置のブロック図、第２図は２Ｄモ一
ドデータ処理部のブロック図、第３図は２周波超音波探
触子の概略断面図である。FIG. 1 is a block diagram of the apparatus of this embodiment, FIG. 2 is a block diagram of a 2D mode data processing section, and FIG. 3 is a schematic sectional view of a two-frequency ultrasound probe.
本実施例では、Ｂモード表示と２Ｄモード（ドプラ測定
を含む）とを同時に行うために、高周波。In this embodiment, in order to perform B mode display and 2D mode (including Doppler measurement) at the same time, high frequency is used.
低周波の超音波を照射することのできる超音波探触子の
使用を前提としている。このために本実施例では、本出
願人が特願昭６０−１８０７４号で提案した２種類の超
音波を同時に送受信できる２周波超音波探触子１を使用
している。It is assumed that an ultrasound probe capable of emitting low-frequency ultrasound is used. For this purpose, this embodiment uses a dual-frequency ultrasonic probe 1 that can simultaneously transmit and receive two types of ultrasonic waves, which was proposed by the applicant in Japanese Patent Application No. 18074/1982.
この２周波超音波探触子１は、第３図に示す構造を有し
ている。図中、２１は厚み共振周波数が２ｆｏである圧
電セラミックで、この周波数２ｆＯでの波長の略１／２
に相当する長さの厚ざ（例えばλ／４・・・但し、λは
共振周波数ｔ’ｏにおける波長）を有する。２２は該圧
電セラミック２１の背面に電ｔ、ｆｇ ２５ ａを挟ん
で形成した高インピーダンス背面バッキング層としての
背面負荷セラミックで、前記圧電レラミックと略同等の
厚さく例えばλ／４）を有する。２３は該背面セラミッ
ク２２の背面に形成した低音響インピーダンスのＷｊＷ
吸収体で、ゴム型材料にＪこり作られている。２４は前
記圧電セラミック２１の媒質側表面に電極２５ｂを挟ん
で形成したエポキシ型材料による音響整合体で、その厚
さは、前記周波数２ｆｏでの略１／４に相当する長さく
例えばλ／８）に予め設定しである。２６ａ、２６ｂは
前記電極２５ａ。This two-frequency ultrasonic probe 1 has a structure shown in FIG. 3. In the figure, 21 is a piezoelectric ceramic whose thickness resonance frequency is 2fo, which is approximately 1/2 of the wavelength at this frequency 2fO.
(for example, λ/4...where λ is the wavelength at the resonant frequency t'o). Reference numeral 22 denotes a back load ceramic as a high impedance back backing layer formed on the back surface of the piezoelectric ceramic 21 with electric currents t and fg 25 a sandwiched therebetween, and has approximately the same thickness as the piezoelectric ceramic, for example, λ/4). 23 is a low acoustic impedance WjW formed on the back surface of the back ceramic 22.
The absorbent material is made of rubber-type material. Reference numeral 24 denotes an acoustic matching body made of an epoxy material formed on the medium-side surface of the piezoelectric ceramic 21 with the electrode 25b sandwiched therebetween, and its thickness is approximately 1/4 at the frequency 2fo, for example, λ/8. ). 26a and 26b are the electrodes 25a.
２５ｂからのリード線で、この超音波探触子１か該リー
ド線を介して電気的に駆動されるように構成する。The ultrasonic probe 1 is configured to be electrically driven by a lead wire from 25b.
しかしてこのような構成の超音波探触子１では、λ／′
２の合成厚を持つ圧電セラミック２１と背面負荷セラミ
ック２２との合成層が、２ｆｏに共振周波数をもつプロ
ーブ（探触子）として働き、λ／８の厚みをもつ音響整
合体２４がｆｏに共振周波数をもつプローブとして動く
のである。そして、本実施例の駆動法としては、高分子
圧電体等の駆動法として従来から知られている１／４波
長駆動法と同じ駆動法を用いる。However, in the ultrasonic probe 1 with such a configuration, λ/'
A composite layer of a piezoelectric ceramic 21 and a back-loaded ceramic 22 with a composite thickness of λ/8 acts as a probe with a resonant frequency at 2fo, and an acoustic matching body 24 with a thickness of λ/8 resonates at fo. It operates as a probe with a frequency. As the driving method in this embodiment, the same driving method as the 1/4 wavelength driving method, which is conventionally known as a driving method for polymer piezoelectric materials, etc. is used.
ここで、本実施例の超音波探触子１に関する送受信効率
の性能曲線を示すと第４図（Ａ＞のようになる。図から
も分るように、３．７ＭＨｚと７゜８Ｍ１−１ｚとにそ
れぞれの中心を有する２つの周波数が、いずれも効率よ
く送受信されていることが読み取れる。Here, the transmission/reception efficiency performance curve for the ultrasonic probe 1 of this embodiment is shown in FIG. It can be seen that the two frequencies having their respective centers are efficiently transmitted and received.
上記２周波超音波探触子１は、第１図に示すように高圧
スイッチ２によって送信時、受信時それぞれに使用され
る振動子群が選択されるようになっている。In the two-frequency ultrasonic probe 1, as shown in FIG. 1, a high-voltage switch 2 selects the transducer groups to be used for transmission and reception, respectively.
また、上記高圧スイッチ２は送信制御回路３゜受信制御
回路７及びＣＰＵ１２によって制御されている。Further, the high voltage switch 2 is controlled by a transmission control circuit 3, a reception control circuit 7 and a CPU 12.
前記送信制御回路３は、送信遅延コントローラ４、送信
遅延回路５及びパルサ６から構成されている。前記送信
遅延コントローラ４は、前記ＣＰＵ１２からの制御信号
に基づき、送信ビームのステアリング、送信フォーカス
、偏向条件等を設定するコントロール信号を前記送信遅
延回路５に出力し、この送信遅延回路５の出力によって
前記パルナ６より高圧パルスを発して前記高圧スイッチ
２の送信制御を行うようになっている。The transmission control circuit 3 includes a transmission delay controller 4, a transmission delay circuit 5, and a pulser 6. Based on the control signal from the CPU 12, the transmission delay controller 4 outputs a control signal for setting transmission beam steering, transmission focus, deflection conditions, etc. to the transmission delay circuit 5. The pulse generator 6 generates high voltage pulses to control the transmission of the high voltage switch 2.
一方、前記受信制御回路７は、プリアンプ８゜受信遅延
コントローラ９．受信遅延回路１ｏ及び加算器１１から
構成されている。そして、前記高圧スイッチ２を介して
入力される受信エコーをプリアンプ８で増幅し、前記Ｃ
ＰＵ１２の制御に基づき前記受信遅延コントローラ９で
設定された受信ビームのステアリング、受信）Ａ−カス
、偏向等を前記受信遅延回路１０で施し、この後加算器
１１で同時駆動振動子群からの受信エコーを加鐸して出
ツノするようになっている。On the other hand, the reception control circuit 7 includes a preamplifier 8° reception delay controller 9. It consists of a reception delay circuit 1o and an adder 11. Then, the received echo input via the high voltage switch 2 is amplified by the preamplifier 8, and the
The reception delay circuit 10 performs steering, reception) A-cushion, deflection, etc. of the reception beam set by the reception delay controller 9 based on the control of the PU 12, and then the adder 11 performs reception from the simultaneously driven transducer group. It is designed to appear by adding echo.
尚、ドプラモード用のビームの送受信位置及び送受信方
向は、コントロールパネル１３を操作することにより入
力される一二うになっている。Note that the transmitting/receiving position and transmitting/receiving direction of the beam for Doppler mode are inputted by operating the control panel 13.
前記受信制御回路７の後段には、この受信制御回路７の
出力のうちの高周波成分あるいは低周波成分を通過させ
ることができるフィルタ手段の一例であるバンドパスフ
ィルタ１４が設けられている。このために、このバンド
パスフィルタ１４は第４図（Ｂ）に示すように２種類の
′中心周波数を持つバンドパスフィルタ特性Ｆ１．Ｆ２
を有している。そして、このバンドパスフィルタ１４は
、前記ＣＰＵ１２の制御によって各モード毎に前記中心
周波数が切り換えられるようになっていて、Ｂモード像
データを通過させる場合には前記フィルタ特性Ｆ２が選
択され、２Ｄモードデータ（ドプラ測定データを含む）
を通過させる場合には前記フィルタ特性Ｆ１が選択され
るようになっている。この意味で、前記ＣＰＵ１２はフ
ィルタ手段を選択制御する制御手段として供する。A bandpass filter 14, which is an example of a filter means capable of passing high frequency components or low frequency components of the output of the reception control circuit 7, is provided at a subsequent stage of the reception control circuit 7. For this reason, this band-pass filter 14 has band-pass filter characteristics F1. F2
have. The band pass filter 14 is configured such that the center frequency is switched for each mode under the control of the CPU 12, and when passing B mode image data, the filter characteristic F2 is selected, and the 2D mode Data (including Doppler measurement data)
When passing the signal, the filter characteristic F1 is selected. In this sense, the CPU 12 serves as a control means for selectively controlling the filter means.
このバンドパスフィルタ１４の後段には、ドプラ信号処
理部１５．２Ｄモードデータ処理部５０及びメインアン
プ１６が設けられている。A Doppler signal processing section 15, a 2D mode data processing section 50, and a main amplifier 16 are provided downstream of the bandpass filter 14.
前記ドプラ信号処理部１５には、通常のドプラモード（
任意点での血流の測定）の際に収集されたドプラ信号が
、前記バンドパスフィルタ１４においてフィルタ特性Ｆ
１が施された後に入力され、このドプラ信号を周波数分
析するものである。The Doppler signal processing unit 15 has a normal Doppler mode (
The Doppler signal collected during measurement of blood flow at an arbitrary point is transmitted to the bandpass filter 14 using filter characteristics F.
1 is applied, and this Doppler signal is subjected to frequency analysis.
前記アンプ１６には、Ｂモードの際に収集されたＢモー
ドデータが、前記バンドパスフィルタ１４においてフィ
ルタ特性Ｆ２が施された後に入力され、このＢモードデ
ータを増幅するものである。B-mode data collected during B-mode is inputted to the amplifier 16 after being subjected to filter characteristic F2 in the band-pass filter 14, and this B-mode data is amplified.
また、前記２Ｄモ一ドデータ処理部５０には、２Ｄモー
ドの際に収集されたデータが、前記バンドパスフィルタ
１４においてフィルタ特性Ｆ１が施された後に入力され
、血流速２分散、パワーを求めるものである。この２Ｄ
モ一ドデータ処理部５０は、第２図に示すように、位相
検波器５１゜Ａ／Ｄコンバータ５２．ディジタルフィル
タ５３゜相関部５４．演算部５５から構成されている。Further, the data collected in the 2D mode is inputted to the 2D mode data processing unit 50 after being subjected to filter characteristics F1 in the bandpass filter 14, and blood flow velocity 2 dispersion and power are calculated. It is something. This 2D
As shown in FIG. 2, the mode data processing section 50 includes a phase detector 51.degree. A/D converter 52. Digital filter 53° correlation section 54. It is composed of a calculation section 55.
尚、バンドパスフィルタ１４を通過した信号を、前記ド
プラ信号処理部１５．２Ｄモードデータ処理部５０．メ
インアンプ１６のいずれに入力させるかの切り換えは前
記ＣＰｔＪ１２によって制御される。Note that the signal that has passed through the bandpass filter 14 is processed by the Doppler signal processing section 15.2D mode data processing section 50. Switching to which of the main amplifiers 16 the signal is input is controlled by the CPtJ12.
上記ドアラ信＠処理部１５．２Ｄモードデータ処理部５
０．メインアンプ１６からの出力は、ＤＳＣ（ディジタ
ル・スキャン・コンバータ）１７゜カラーアラセッサ１
８．Ｄ／Ａコンバータ１９を介してカラーＴＶ２０に表
示されるようになっている。尚、上記ドプラ信９１３９
）Ｊ理部１５．２Ｄモ一ドデータ処理部５０ｅメインア
ンプ１６．ＤＳＣ１７、カラープロセッサ１８．Ｄ／Ａ
コンバータ１９及びカラーＴＶ２０は、前記バンドパス
フィルタ１４を介して入力された信号を処理して表示動
作を行うための表示手段３０を構成している。The above door alert @ processing unit 15. 2D mode data processing unit 5
0. The output from the main amplifier 16 is a DSC (digital scan converter) 17° color processor 1.
8. The image is displayed on a color TV 20 via a D/A converter 19. In addition, the above Doppler letter 9139
) J Science Department 15. 2D mode data processing section 50e Main amplifier 16. DSC17, color processor 18. D/A
The converter 19 and the color TV 20 constitute a display means 30 for processing the signal inputted through the bandpass filter 14 and performing a display operation.
また、ドプラモードの際のドプラモードを示す方向及び
サンプリング位置表示は、ＣＰＵ１２からの信号に基づ
きオーバーレイ５６を経由して前記カラーＴＶ２０に表
示される。Further, the direction and sampling position display indicating the Doppler mode in the case of the Doppler mode are displayed on the color TV 20 via the overlay 56 based on a signal from the CPU 12.
以上のＪ：うに構成された装置の作用について説明する
。The operation of the apparatus configured as J: above will be explained.
本実施例では、少なくともＢモード像表示のための高周
波の超音波及びドプラ測定のための低周波の超音波を送
受信することのできる超音波探触子１を使用しているが
、この超音波探触子を第３図に示す構造のものとするこ
とにより、従来の１７４波長駆動法における２ｆｏでの
送受信効率の劣化現象を改善しながら、中心周波数ｔｏ
、２−ｔ’０の２種の超音波を送受信することができる
。In this embodiment, an ultrasound probe 1 is used which is capable of transmitting and receiving at least high-frequency ultrasound for B-mode image display and low-frequency ultrasound for Doppler measurement. By using the probe with the structure shown in Figure 3, the center frequency to
, 2-t'0 can be transmitted and received.
即ち、従来の１／４波長駆動法では、１７４波長モード
での動作周波数ｆｏで圧電体と音響媒質との整合をとっ
ていたために２ｆｏでの送受信効率が良くなかった現象
に着目し、本実施例では音響整合体２４の厚さを２ｆｏ
の周波数での波長の略１／４の長さに相当する厚さに設
定することにより、従来欠点を解消し得たのである。即
ら、２゛ｒｏとｔ’ｏとの２つの周波数領域での送受信
効率を高めることができたのである。That is, in the conventional 1/4 wavelength driving method, the piezoelectric material and the acoustic medium were matched at the operating frequency fo in the 174-wavelength mode, so the transmission and reception efficiency at 2fo was not good. In the example, the thickness of the acoustic matching body 24 is 2fo
By setting the thickness to a length corresponding to approximately 1/4 of the wavelength at the frequency of , the conventional drawbacks could be overcome. That is, it was possible to improve the transmission and reception efficiency in the two frequency regions of 2'ro and t'o.
このような２周波超音波探触子１を用いてＢモード像デ
ータとドプラ測定データ（２Ｄモードまたはドプラモー
ド）との収束を行なっている。Using such a two-frequency ultrasound probe 1, B-mode image data and Doppler measurement data (2D mode or Doppler mode) are converged.
くＢモード〉Ｂモード像データの収集については従来と同様であり、
スキャン方式はリニアスキャン、セクタスキャン等のう
ちのいずれの方式であってもよい。B mode> Collection of B mode image data is the same as before.
The scan method may be any method such as linear scan or sector scan.
本例ではリニアスキシンである。In this example, it is linear suxin.
先ず、ＣＰＬ１１２から送信遅延コントローラ４ヘフオ
ーカス条件が与えられ、この送信遅延コントローラ４は
送信遅延回路５にフォーカス条件の実現のための設定を
行う。そして、パルサ６は、送信遅延回路５の制御に従
ってパルスを発生する。First, a focus condition is given to the transmission delay controller 4 from the CPL 112, and the transmission delay controller 4 sets the transmission delay circuit 5 to realize the focus condition. The pulser 6 then generates pulses under the control of the transmission delay circuit 5.
高圧スイッチ２は、ＣＰＵ１２での設定に従いリニアス
キャンを行うべくパルサ６からのパルスをいずれの振動
子に加えるかの切り換えを行う。The high voltage switch 2 switches to which vibrator the pulse from the pulser 6 is applied in order to perform a linear scan according to the settings in the CPU 12.
この結果、前記２周波超音波探触子１は、上記パルスに
よって励振され、超音波を生体に送信し、生体からの反
射工］−をこの同一の２周波超音波探触子１で受信する
。そして、この信号は高圧スイッチ２を通りプリアンプ
８で増幅され、受信遅延回路１０に送られる。ここでは
、送信時と同様にＣＰＵ１２．受信遅延コントローラ９
経出で受信時のフォーカスが設定され、加算器１１に出
力゛される。As a result, the two-frequency ultrasonic probe 1 is excited by the pulse, transmits ultrasonic waves to the living body, and receives reflection waves from the living body with the same two-frequency ultrasound probe 1. . This signal then passes through the high voltage switch 2, is amplified by the preamplifier 8, and is sent to the reception delay circuit 10. Here, the CPU 12. Reception delay controller 9
The focus at the time of reception is set at output, and is output to the adder 11.
この加算器１１の出力は、ＣＰＵ１２の制御に基づきバ
ンドパスフィルタ１４でフィルタ特性Ｆ２が施され、高
周波成分のみがＤＳＣｌ７に出力される。The output of the adder 11 is subjected to a filter characteristic F2 by a bandpass filter 14 under the control of the CPU 12, and only high frequency components are output to the DSCl 7.
＜２Ｄモード〉２Ｄモードの際には、Ｂモードとは異なり、周波数分析
を行うために同一部を複数回スキャンする（第５図参照
）。例えば、同一部を１６回スキャンするものとすると
、第６図に示すＲＡＴＥ１〜１６は、第５図に示すビー
ム１方向に１６回スキャンを行い、次のＲＡＴＥｌ ７
〜３２は、ビーム２方向に１６回スキャンするようにし
て、各ビーム方向について１６回の超音波送受波を行い
ながらスキャンする。<2D Mode> In the 2D mode, unlike the B mode, the same part is scanned multiple times to perform frequency analysis (see FIG. 5). For example, if the same part is to be scanned 16 times, RATE 1 to 16 shown in FIG. 6 will be scanned 16 times in the beam 1 direction shown in FIG.
32, the beam is scanned 16 times in two directions, and the ultrasonic waves are transmitted and received 16 times in each beam direction.
このために、ＣＰＵ１２からフォーカス条件。For this purpose, the focus condition is sent from the CPU 12.
ビームを斜めに送信すべく（偏向）送信遅延条件を送信
遅延コントローラ４に与える。A transmission delay condition (deflection) is given to the transmission delay controller 4 in order to transmit the beam obliquely.
前記送信遅延コントローラ４は、上記のフォーカス条件
、偏向条件を実現するための設定を送信遅延回路５に対
して行う。パルサ６は、前記送信遅延回路５の制御に基
づき上記条件に従ってパルスを発生する。そして、高圧
スイッチ２は、ＣＰＵ１２の設定に従い、斜めに偏向し
たビームのスキャンを行うべく前記パルスをいずれの振
動子に加えるかの切り換えを行う。The transmission delay controller 4 makes settings for the transmission delay circuit 5 to realize the above focus conditions and deflection conditions. The pulser 6 generates pulses under the control of the transmission delay circuit 5 according to the above conditions. Then, the high-voltage switch 2 switches, according to the settings of the CPU 12, to which vibrator the pulse is applied in order to scan the obliquely deflected beam.
２周波超音波探触子１は、上記パルス信号によって励振
され、超音波を生体に向けて送信し、かつ、生体からの
反射エコーを受信する。この信号は高圧スイッチ２を通
りプリアンプ８で増幅され、受信遅延回路１０に出力さ
れる。The two-frequency ultrasonic probe 1 is excited by the pulse signal, transmits ultrasonic waves toward a living body, and receives reflected echoes from the living body. This signal passes through the high voltage switch 2, is amplified by the preamplifier 8, and is output to the reception delay circuit 10.
ここでは、送信時と同様に、ＣＰＵ１２．受信遅延コン
トローラ９を経由して受信時のフォーカス条件、偏向条
件の設定が行われ、加算器１１に出力される。Here, as in the case of transmission, the CPU 12. Focus conditions and deflection conditions during reception are set via the reception delay controller 9 and output to the adder 11.
加算器１１の出力は、ＣＰＵ１２の制御に従いバンドパ
スフィルタ１４でフィルタ特性Ｆ１が施され、低域成分
のみが２Ｄモ一ドデータ処理部５０に出力される。The output of the adder 11 is subjected to a filter characteristic F1 by a bandpass filter 14 under the control of the CPU 12, and only the low frequency component is output to the 2D mode data processing section 50.
ここでは、位相検波器５１．Ａ／Ｄコンバータ５２での
処理後、クラック成分を除去するディジタルフィルタ５
３を通り、相関部５４に送られる。Here, the phase detector 51. After processing in the A/D converter 52, a digital filter 5 removes crack components.
3 and is sent to the correlation unit 54.
そして、相関部５４で相関を求めた後、血流速度。After calculating the correlation in the correlation unit 54, the blood flow velocity is determined.
分散、パワーを求める演算部５５へ出力され、その出力
がＤＳＣｌ ７へ入力される。The signal is output to an arithmetic unit 55 that calculates dispersion and power, and its output is input to the DSCl 7.
くドプラモード〉通常のＦＦＴドプラについては従来方式と同様であるの
で、ここでは詳述しないか、収集されたドプラ信号はバ
ンドパスフィルタ１４でフィルタ特性Ｆ１が施されて低
域成分のみがドプラ信号処理部１５に出力され、ここで
所定位置のエコーの周波数分析が行われ、ＤＳＣｌ７に
出力されることになる。Normal FFT Doppler mode is the same as the conventional method, so it will not be described in detail here, or the collected Doppler signal is subjected to filter characteristic F1 by the bandpass filter 14, so that only the low frequency components become Doppler signals. The signal is output to the processing unit 15, where frequency analysis of the echo at a predetermined position is performed, and the resultant signal is output to the DSCl 7.
ＤＳＣｌ７では、Ｒ（赤）、Ｇ（緑）、Ｂ（青）用とし
ての３つのフレームメモリを有し、Ｂモードｅ＆＝、Ｆ
ＦＴドプラ像のように白で表示したい場合は、全てのメ
モリに同じデータを記憶する。２Ｄドプラ時には、カラ
ー表示が必要であるが、血流イメージング像の表現方法
としては一般に第７図に示す方法が取られている。即ち
、０点ラインをＩＱＬにして横軸方向には色相の広がり
（分散）を表わし、縦軸方向には血流の速度を上方に順
流を下方に逆流をとってこれを輝度の変化で表わし、血
流の方向を色相の変化で現わしている。従って、上記の
ようなカラー表示が行なえるように前記３つのメモリに
データ記゛臣を行い、その俊、カラープロセッサ１８．
Ｄ／Ａコンバータ１９を解してカラーＴＶ２０上に表示
すればよい。DSCl7 has three frame memories for R (red), G (green), and B (blue), and has B mode e&=, F
If you want to display the image in white like an FT Doppler image, store the same data in all memories. When using 2D Doppler, color display is required, and the method shown in FIG. 7 is generally used to express blood flow imaging images. In other words, the 0-point line is the IQL, and the horizontal axis represents the spread (dispersion) of hue, and the vertical axis represents the velocity of blood flow (upward forward flow and downward flow backward), and this is represented by changes in brightness. , the direction of blood flow is indicated by a change in hue. Therefore, in order to perform color display as described above, data is stored in the three memories, and then the color processor 18.
The data may be displayed on the color TV 20 via the D/A converter 19.
このＪ：うに、本実施例にあっては−の超音波探触子１
を用いて２周波の超音波を効率よく送受信することがで
き、しかも、ｊｑられたデータのうち２Ｄモードデータ
及びドプラ信号は低域成分のみを使用し、Ｂモード像デ
ータは高域成分のみを使用するようにフィルタを施して
いるため、ドプラ測定ではＳ／Ｎがよく、かつ、検出し
得る最高流速が大きくなり、しかも、高分解能のＢモー
ド録を得ることができる。また、第３図に示す構造の超
音波探触子を使用することにより、構造的に複層［でな
いため信頼性が高く、メインテナンスも容易となり、探
触子の小型化が維持できるため診断時の操作性も向上す
る。This J: sea urchin, in this example - ultrasonic probe 1
It is possible to efficiently transmit and receive two-frequency ultrasonic waves using Since a filter is applied for use, the S/N ratio is good in Doppler measurement, the maximum detectable flow velocity is large, and high-resolution B-mode recording can be obtained. In addition, by using an ultrasound probe with the structure shown in Figure 3, the structure is not multi-layered, resulting in high reliability, easy maintenance, and the miniaturization of the probe, which can be used for diagnosis. It also improves operability.
尚、本発明は上記実施例に限定されるものではなく、本
発明の要旨の範囲内で種々の変形実施が可能である。例
えば、超音波探触子としては、第３図に示すものが送受
信を効率よく行なえる点で優れているが、このような構
造の探触子に限定されず、少なくともＢモード像表示の
ための高周波の超音波及びドプラ測定のための低周波の
超音波を送受信することのできる他の種々の＠造の探触
子を採イＵすることができる。例えば、３種以上の中心
周波数をもつ超音波を送受波できるものであってもよい
し、第８図に示すように低域から高域に亘って平滑な周
波数特性を有する超音波を送受波するものであってもよ
い。ざらに、フィルタ手段としては、中心周波数を切り
換え可能なバンドパスフィルタに限らず、低域通過フィ
ルタと高域通過フィルタとを選択的に使用するものであ
ってもよい。Note that the present invention is not limited to the above embodiments, and various modifications can be made within the scope of the gist of the present invention. For example, as an ultrasonic probe, the one shown in Figure 3 is excellent in that it can transmit and receive efficiently, but it is not limited to probes with such a structure. Various other manufactured probes capable of transmitting and receiving high frequency ultrasound waves and low frequency ultrasound waves for Doppler measurements can be used. For example, it may be capable of transmitting and receiving ultrasonic waves with three or more center frequencies, or it may be capable of transmitting and receiving ultrasonic waves that have smooth frequency characteristics from low to high frequencies as shown in Figure 8. It may be something that does. In general, the filter means is not limited to a bandpass filter whose center frequency can be switched, but may be one that selectively uses a low-pass filter and a high-pass filter.
［発明の効果］以上説明したように本発明によれば−の超音波探触子に
より少なくとも高周波、低周波の２種の超音波で８モー
ド、２Ｄドプラモードのデータ収集を行い、Ｂモード像
データについては高域成分のみを通過させ、２Ｄドプラ
モードデータについては低域成分のみを通過させた後に
表示に供するように構成しているため、ドプラ信号はＳ
／Ｎがよく、かつ、検出し得る最高流速が大きくなり、
しかも高分解能のＢモード像を得ることができる。[Effects of the Invention] As explained above, according to the present invention, data is collected in 8 modes and 2D Doppler mode using at least two types of ultrasound waves, high frequency and low frequency, using an ultrasound probe, and a B-mode image is obtained. Since the data is configured to pass only the high-frequency component and the 2D Doppler mode data is displayed after passing only the low-frequency component, the Doppler signal is
/N is good, and the maximum detectable flow velocity becomes large,
Moreover, a high-resolution B-mode image can be obtained.
第１図は本発明に係る超音波診断装置のブロック図、第
２図は２Ｄドプラモードデータ処理部のブロック図、第
３図は２周波超音波探触子の概略断面図、第４図（Ａ＞
は同探触子の送受信効率の性能曲線を示す特性図、第４
図（Ｂ）はバンドパスフィルタのフィルタ特性を示す特
性図、第５図は２Ｄドプラモードでの超音波送受波を説
明する概略説明図、第６図は第５図の送受波を行うため
のＲＡＴＥを示す説明図、第７図は実施例装置での血流
イメージングの一表示例番示す概略説明図、第８図は超
音波探触子の超音波周波数特性の他の例を示す特性図、
第９図はＢモード、２Ｄドプラモードのデータ収集を行
う方式を説明するためのＭ略説四国である。１・・・超音波探触子、２・・・高圧スイッチ、３・・
・送信制御回路、７・・・受信制御回路、１２・・・制
御手段、１４・・・フィルタ手段、３０・・・表示手段
。代理人 弁理士 則 近 烹 缶周 大
胡 典 夫（Ａ）第４図Fig. 1 is a block diagram of an ultrasound diagnostic apparatus according to the present invention, Fig. 2 is a block diagram of a 2D Doppler mode data processing section, Fig. 3 is a schematic sectional view of a two-frequency ultrasound probe, and Fig. 4 ( A＞
is a characteristic diagram showing the performance curve of the transmitting and receiving efficiency of the same probe.
Figure (B) is a characteristic diagram showing the filter characteristics of a bandpass filter, Figure 5 is a schematic explanatory diagram explaining ultrasonic wave transmission and reception in 2D Doppler mode, and Figure 6 is a diagram showing the wave transmission and reception of the wave shown in Figure 5. An explanatory diagram showing RATE, Fig. 7 is a schematic explanatory diagram showing an example of blood flow imaging displayed in the embodiment device, and Fig. 8 is a characteristic diagram showing another example of the ultrasound frequency characteristics of the ultrasound probe. ,
FIG. 9 is an M-Shikoku diagram for explaining the method of collecting data in B mode and 2D Doppler mode. 1... Ultrasonic probe, 2... High pressure switch, 3...
- Transmission control circuit, 7... Reception control circuit, 12... Control means, 14... Filter means, 30... Display means. Agent: Patent Attorney: Nori Chika, Canshu, Daigo, Norio (A) Figure 4
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP61068640AJPH0644909B2 (en) | 1986-03-28 | 1986-03-28 | Ultrasonic diagnostic equipment |
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP61068640AJPH0644909B2 (en) | 1986-03-28 | 1986-03-28 | Ultrasonic diagnostic equipment |
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP3322427ADivisionJP2580090B2 (en) | 1991-11-12 | 1991-11-12 | Ultrasound diagnostic equipment |
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS62227335Atrue JPS62227335A (en) | 1987-10-06 |
| JPH0644909B2 JPH0644909B2 (en) | 1994-06-15 |
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP61068640AExpired - Fee RelatedJPH0644909B2 (en) | 1986-03-28 | 1986-03-28 | Ultrasonic diagnostic equipment |
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH0644909B2 (en) |
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
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| JPS6470465A (en)* | 1987-09-10 | 1989-03-15 | Agency Ind Science Techn | Production of 3-ethylpyridine |
| JPH0234156A (en)* | 1988-07-26 | 1990-02-05 | Toshiba Corp | ultrasound doppler device |
| JPH02193648A (en)* | 1989-01-24 | 1990-07-31 | Toshiba Corp | Ultrasound diagnostic equipment |
| JPH02211136A (en)* | 1988-09-13 | 1990-08-22 | Acuson Corp | Dual mode supersonic imaging device |
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| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
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| JPS54115182U (en)* | 1978-02-01 | 1979-08-13 | ||
| JPS56161035A (en)* | 1980-05-16 | 1981-12-11 | Matsushita Electric Industrial Co Ltd | Ultrasonic pulse doppler apparatus |
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS6470464A (en)* | 1987-09-10 | 1989-03-15 | Agency Ind Science Techn | Selective demethylation in the alpha-position of methylpyridine |
| JPS6470465A (en)* | 1987-09-10 | 1989-03-15 | Agency Ind Science Techn | Production of 3-ethylpyridine |
| JPH0234156A (en)* | 1988-07-26 | 1990-02-05 | Toshiba Corp | ultrasound doppler device |
| JPH02211136A (en)* | 1988-09-13 | 1990-08-22 | Acuson Corp | Dual mode supersonic imaging device |
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| JP5614406B2 (en)* | 2009-07-31 | 2014-10-29 | コニカミノルタ株式会社 | Ultrasonic diagnostic equipment |
| US8951196B2 (en) | 2009-07-31 | 2015-02-10 | Konica Minolta, Inc. | Ultrasonograph |
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| JPH0644909B2 (en) | 1994-06-15 |
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| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |