JP2000175914A - Ultrasonograph - Google Patents
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Abstract
Description
【０００１】[0001]
【発明の属する技術分野】本発明は、生体内の超音波反
射情報を得る超音波診断装置に関する。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to an ultrasonic diagnostic apparatus for obtaining ultrasonic reflection information in a living body.
【０００２】[0002]
【従来の技術】生体、特に人体内に超音波を送波し人体
内で反射して戻ってきた超音波を受信して生体内の超音
波反射情報を得、その超音波反射情報を生体内部の疾患
の診断に供する超音波診断装置が従来から広く使用され
ている。2. Description of the Related Art Ultrasonic waves are transmitted into a living body, particularly a human body, and the ultrasonic waves reflected from the human body and returned are received to obtain ultrasonic reflection information in the living body. Ultrasound diagnostic apparatuses for diagnosing the above diseases have been widely used.
【０００３】近年では、超音波診断装置に関してもディ
ジタル化が進み、超音波受信信号から超音波送受信方向
（走査線方向）の超音波反射情報をあらわす走査線信号
を生成するビームフォーマ部をディジタル化したＤＢＦ
（ディジタルビームフォーマ）が主流になりつつある。
このＤＢＦでは同時多方向受信と呼ばれる、超音波ビー
ムの一回の送信に対して複数本（例えば４本）の走査線
の走査線信号を一度に得る技術が採用されている。この
同時多方向受信の技術を採用すると超音波送受信の回数
を低減することができるため、フレームレートが向上す
るというメリットがある。また、フレームレートがその
ままでよい場合は、走査線本数を増やし分解能の向上を
図ることもできる。ただし、超音波診断装置では画像を
表示するにあたり走査線信号を画像表示に適した画像信
号に変換するためのＤＳＣ（ディジタルスキャンコンバ
ータ）が採用されているが、ＤＢＦを採用し同時多方向
受信を行なうと、フレームレートの向上や１フレームあ
たりの走査線本数の増加により、ＤＳＣを高速化する必
要を生じる。[0003] In recent years, digitization of ultrasonic diagnostic apparatuses has been advanced, and a beamformer unit for generating a scanning line signal representing ultrasonic reflection information in an ultrasonic transmitting / receiving direction (scanning line direction) from an ultrasonic receiving signal has been digitized. DBF
(Digital beamformer) is becoming mainstream.
This DBF employs a technique called simultaneous multidirectional reception, which obtains scanning line signals of a plurality of (for example, four) scanning lines at one time for one transmission of an ultrasonic beam. Adopting this simultaneous multidirectional reception technique can reduce the number of times of transmission and reception of ultrasonic waves, and thus has the advantage of improving the frame rate. If the frame rate is not changed, the number of scanning lines can be increased to improve the resolution. However, the ultrasonic diagnostic apparatus employs a DSC (Digital Scan Converter) for converting a scanning line signal into an image signal suitable for displaying an image when displaying an image. If this is done, it becomes necessary to increase the speed of the DSC due to an increase in the frame rate and an increase in the number of scanning lines per frame.
【０００４】図７は、従来の超音波診断装置のブロック
図である。FIG. 7 is a block diagram of a conventional ultrasonic diagnostic apparatus.
【０００５】送信部１０では、超音波発信用の高電圧パ
ルスが生成されて、その高圧パルスは、超音波探触子２
０の前端に配列された超音波トランスデューサ２１に印
加される。すると、その高電圧パルスで超音波トランス
デューサ２１が励振され、超音波トランスデューサ２１
から超音波が発せられる。この超音波探触子２０はその
前端部が生体１の体表にあてがわれており、超音波トラ
ンスデューサ２１から発せられた超音波は生体１の内部
を伝播する。ここで、配列された超音波トランスデュー
サ２１それぞれには制御されたタイミングで各高電圧パ
ルスが印加され、これにより、それらの超音波トランス
デューサ２１から発せられた超音波は一本の超音波ビー
ムを成し、生体１の断層面２内に配列された複数の走査
線３のうち、各高電圧パルスのタイミングによって定ま
るある一本の走査線に沿って生体内を深さ方向に進行す
る。生体内の各組識で反射して戻ってきた超音波は超音
波トランスデューサ２１でピックアップされ受信部３０
に送られて受信信号が生成される。この受信信号はビー
ムフォーマ部４０に入力されて今送信した超音波ビーム
に沿う走査線上の超音波反射情報が強調されるようにビ
ームフォーミング処理が施されて、生体内のある走査線
上の超音波反射情報を担持した走査線信号が生成され
る。[0005] The transmitting unit 10 generates a high-voltage pulse for transmitting ultrasonic waves, and the high-voltage pulse is transmitted to the ultrasonic probe 2.
0 is applied to the ultrasonic transducer 21 arranged at the front end. Then, the ultrasonic transducer 21 is excited by the high voltage pulse, and the ultrasonic transducer 21 is excited.
The ultrasonic wave is emitted from. The ultrasonic probe 20 has its front end applied to the body surface of the living body 1, and the ultrasonic waves emitted from the ultrasonic transducer 21 propagate inside the living body 1. Here, each high voltage pulse is applied to each of the arranged ultrasonic transducers 21 at a controlled timing, whereby the ultrasonic waves emitted from the ultrasonic transducers 21 form one ultrasonic beam. Then, of the plurality of scanning lines 3 arranged in the tomographic plane 2 of the living body 1, the light travels in the living body in the depth direction along one scanning line determined by the timing of each high-voltage pulse. The ultrasonic waves reflected and returned by each tissue in the living body are picked up by the ultrasonic transducer 21 and received by the receiving unit 30.
To generate a reception signal. This received signal is input to the beamformer unit 40 and subjected to beamforming processing so that the ultrasonic reflection information on the scanning line along the ultrasonic beam that has just been transmitted is emphasized. A scanning line signal carrying the reflection information is generated.
【０００６】以上の超音波送受信の過程が生体１のある
断層面２内に配列された複数の走査線２のそれぞれに沿
う方向に繰り返される。The above-described ultrasonic transmission / reception process is repeated in the direction along each of the plurality of scanning lines 2 arranged in a certain tomographic plane 2 of the living body 1.
【０００７】尚、前述したように、このビームフォーマ
部４０にＤＢＦを採用し超音波ビームの一回の送信につ
いて近傍の複数本の走査線それぞれに対応する複数の走
査線信号を同時に生成する多方向受信の技術も知られて
いる。As described above, the beamformer 40 employs a DBF to simultaneously generate a plurality of scanning line signals corresponding to a plurality of neighboring scanning lines for one transmission of the ultrasonic beam. Techniques for directional reception are also known.
【０００８】図７には送信超音波の走査線と受信超音波
の走査線とを区別せずに示されているが、多方向受信の
技術を採用した場合、一本の送信超音波の走査線に対し
複数本の受信超音波の走査線が対応することになる。FIG. 7 shows the scanning line of the transmission ultrasonic wave and the scanning line of the reception ultrasonic wave without distinction. However, when the multi-directional reception technique is adopted, the scanning of one transmission ultrasonic wave is performed. A plurality of scanning lines of the received ultrasonic waves correspond to the lines.
【０００９】ビームフォーマ部４０で得られた走査線信
号は、Ｂモード演算部５０に入力されて、検波やその他
Ｂモード像（断層面２に沿う断層像）生成用の演算が行
なわれ、ＤＳＣ部６０によりラスタ変換や補間処理等が
行なわれて表示に適したＢモード画像信号に変換され、
表示部７０に送られてその表示画面上Ｂモード像が表示
される。The scanning line signal obtained by the beam former 40 is input to a B-mode calculator 50, where detection and other calculations for generating a B-mode image (tomographic image along the tomographic plane 2) are performed. A raster conversion, an interpolation process, and the like are performed by the unit 60 to be converted into a B-mode image signal suitable for display.
The image is sent to the display unit 70 and a B-mode image is displayed on the display screen.
【００１０】また、ビームフォーマ部４０で生成された
走査線信号は直交検波部８０にも入力される。尚、この
直交検波部８０に入力される走査線信号は、血流情報抽
出用であり、Ｂモード像生成用とは別のタイミングで血
流情報抽出用の超音波送受信により得られた走査線信号
の場合もある。The scanning line signal generated by the beam former 40 is also input to a quadrature detector 80. The scanning line signal input to the quadrature detection unit 80 is for extracting blood flow information, and is obtained by transmitting and receiving ultrasonic waves for extracting blood flow information at a different timing from that for generating a B-mode image. It may be a signal.
【００１１】直交検波部８０では、走査線信号が直交検
波され、実部と虚部の２系統からなる走査線信号が生成
される。この直交検波部８０から出力された２系統の走
査線信号は、ＭＴＩフィルタ部９０に入力されて、生体
内の血流に起因した信号成分のみを抽出するフィルタリ
ング処理が施され、２系統の、血流情報を担持した走査
線信号が出力される。ドプラ演算部１００では、血流分
布を求めるための、自己相関演算処理や血流パワーを求
めるパワー演算処理等が行なわれる。その後、ＤＳＣ部
１１０により、補間処理およびラスタ変換が行なわれて
画像信号に変換され、さらに後処理部１２０により、血
流速度や血流速度分散をあらわす画像信号に変換され
て、表示部７０にそれらの画像が表示される。In the quadrature detection section 80, the scanning line signal is subjected to quadrature detection to generate a scanning line signal composed of two systems, a real part and an imaginary part. The two scanning line signals output from the quadrature detection unit 80 are input to the MTI filter unit 90 and subjected to a filtering process for extracting only a signal component caused by a blood flow in a living body. A scanning line signal carrying blood flow information is output. The Doppler operation unit 100 performs an autocorrelation operation for obtaining a blood flow distribution, a power operation for obtaining blood flow power, and the like. Thereafter, the DSC unit 110 performs an interpolation process and a raster conversion to convert the image signal into an image signal. The post-processing unit 120 further converts the image signal into an image signal representing a blood flow velocity and a blood flow velocity dispersion. These images are displayed.
【００１２】図８は、図７に示すドプラ演算部１００、
ＤＳＣ部１１０、および後処理部１２０における処理の
概要を示した模式図である。FIG. 8 shows the Doppler operation unit 100 shown in FIG.
FIG. 3 is a schematic diagram illustrating an outline of processing in a DSC unit 110 and a post-processing unit 120.
【００１３】ドプラ演算部１００には自己相関演算手段
１０１が備えられている。この自己相関演算手段１０１
では、図７に示すＭＴＩフィルタ部９０から出力された
２系統の走査線信号ｒ，ｉそれぞれについて自己相関演
算が行なわれる。ここでは、走査線信号のサンプリング
点数は、１フレームにつき、１本走査線上で５１２点、
走査線の本数で１２８本、合計５１２×１２８点である
ものとする。The Doppler operation section 100 includes an autocorrelation operation means 101. This autocorrelation calculating means 101
Then, the autocorrelation calculation is performed for each of the two scanning line signals r and i output from the MTI filter unit 90 shown in FIG. Here, the number of sampling points of the scanning line signal is 512 on one scanning line per frame,
It is assumed that the number of scanning lines is 128, for a total of 512 × 128 points.
【００１４】自己相関演算手段１０１から出力された２
系統の走査線信号Ｉ，ＱはいずれもがＤＳＣ部１１０に
入力され、それぞれ補間演算が施されかつラスタ変換が
行なわれ（以下、ＤＳＣ部におけるこれらの処理を「Ｄ
ＳＣ処理」と称する）各フレーム毎に水平方向６４０ピ
クセル、垂直方向４８０ピクセルの画像信号に変換され
る。このＤＳＣ部１１０から出力された２系統の画像信
号は、後処理部１２０の流速演算手段１２１により血流
速度分布をあらわす画像信号に統合され、図７に示す表
示部７０に血流速度分布画像が表示される。The 2 output from the autocorrelation calculating means 101
Each of the scanning line signals I and Q of the system is input to the DSC unit 110, subjected to interpolation calculation and raster conversion (hereinafter, these processes in the DSC unit are referred to as “D
Each frame is converted into an image signal of 640 pixels in the horizontal direction and 480 pixels in the vertical direction. The two-system image signals output from the DSC unit 110 are integrated into an image signal representing the blood flow velocity distribution by the flow velocity calculating means 121 of the post-processing unit 120, and the blood flow velocity distribution image is displayed on the display unit 70 shown in FIG. Is displayed.
【００１５】また、自己相関演算手段１０１から出力さ
れた２系統の走査線信号Ｉ，Ｑは、その自己相関演算手
段１０１とともにドプラ演算部１００を構成する自己相
関パワー演算手段１０２にも入力される。この自己相関
パワー演算手段１０２では、それら２系統の走査線信号
に基づいて血流パワーをあらわす一系統の走査線信号Ｎ
が生成される。この血流パワーをあらわす走査線信号Ｎ
は、ＤＳＣ部１１０に入力され、ＤＳＣ処理が施されて
画像信号に変換される。The two-line scanning line signals I and Q output from the autocorrelation calculator 101 are also input to the autocorrelation power calculator 102 constituting the Doppler calculator 100 together with the autocorrelation calculator 101. . In the autocorrelation power calculation means 102, one system of scanning line signals N representing blood flow power based on these two systems of scanning line signals.
Is generated. A scanning line signal N representing this blood flow power
Is input to the DSC unit 110 and subjected to DSC processing to be converted into an image signal.
【００１６】さらに、ドプラ演算部１００を構成するパ
ワー演算手段１０３には図７に示すＭＴＩフィルタ部９
０から出力された２系統の走査線信号ｒ，ｉが入力され
て、もう１つの、血流パワーをあらわす走査線信号Ｐが
生成される。この走査線信号ＰはＤＳＣ部１１０に入力
されＤＳＣ処理が施されて画像信号に変換される。Further, the power calculating means 103 constituting the Doppler calculating section 100 includes an MTI filter section 9 shown in FIG.
Two scanning line signals r and i output from 0 are input, and another scanning line signal P representing blood flow power is generated. The scanning line signal P is input to the DSC unit 110 and subjected to a DSC process to be converted into an image signal.
【００１７】ＤＳＣ部１１０から出力された、自己相関
パワー演算手段１０２から出力された走査線信号Ｎに基
づく画像信号、およびパワー演算手段１０３から出力さ
れた走査線信号Ｐに基づく画像信号は、いずれも、後処
理部１２０を構成する分散演算手段１２２に入力され、
その分散演算手段１２２により血流の速度分散分布をあ
らわす画像信号に統合され、表示部７０（図７参照）に
送られてその表示部７０の表示画面上に血流速度分散分
布をあらわす画像が表示される。The image signal output from the DSC unit 110 based on the scanning line signal N output from the autocorrelation power calculation unit 102 and the image signal based on the scanning line signal P output from the power calculation unit 103 are either Are also input to the distributed computing means 122 constituting the post-processing unit 120,
The variance calculating means 122 integrates the image signal representing the velocity distribution of the blood flow into an image signal, and sends the image signal to the display unit 70 (see FIG. 7). Is displayed.
【００１８】この分散演算手段１２２における血流速度
分散Ｄは、基本的には、各ピクセルごとに、Ｄ＝１−Ｎ
／Ｐ（Ｎ，Ｐは、それぞれ、自己相関パワー演算手段１
０２、パワー演算手段１０３で求められた血流パワーの
各ピクセルごとの値をあらわす）の演算により求められ
る。Basically, the blood flow velocity variance D in the variance calculating means 122 is D = 1-N for each pixel.
/ P (N and P are autocorrelation power calculation means 1
02, which represents the value of the blood flow power obtained by the power calculation means 103 for each pixel).
【００１９】[0019]
【発明が解決しようとする課題】図７，図８に示すＤＳ
Ｃ部１１０では、各フレーム毎に図８に示す４系統の走
査線信号それぞれについて複雑なＤＳＣ処理（補間演算
やラスタ変換）を行なう必要があり、負担が大きく、ハ
ードウェア上も複数台のＤＳＣ部を用意して処理を行な
っている。Problems to be Solved by the Invention DS shown in FIGS.
In the C unit 110, it is necessary to perform complicated DSC processing (interpolation calculation and raster conversion) for each of the four scanning line signals shown in FIG. A part is prepared for processing.
【００２０】また、近年では、超音波診断装置で得られ
た信号をパーソナルコンピュータに取り込んで処理を行
ないたいという要望がある。その場合、ハードウェアと
してのＤＳＣ部は複雑かつ高価であるため、ＤＳＣ処理
を行なう前の段階でパーソナルコンピュータに信号を取
り込んでソフトウェア上でＤＳＣ処理を行なうことと
し、超音波診断装置からはハードウェアとしてのＤＳＣ
部を取り除いてしまうことが好ましい。この場合、ソフ
トウェア上でのＤＳＣ処理の負荷が大きく、この場合も
やはりＤＳＣ処理の負荷を低減することが好ましい。In recent years, there has been a demand that a signal obtained by an ultrasonic diagnostic apparatus be taken into a personal computer for processing. In this case, since the DSC section as hardware is complicated and expensive, a signal is taken into a personal computer before the DSC processing is performed, and the DSC processing is performed by software. DSC as
It is preferable to remove the part. In this case, the load of the DSC processing on the software is large. In this case, it is also preferable to reduce the load of the DSC processing.
【００２１】このＤＳＣ処理の負荷軽減のために、後処
理部１２０における血流速度分布、血流速度分散分布を
求める演算機能を、ＤＳＣ部１１０の前段側に配置し、
演算部１００から出力された走査線信号Ｉ，Ｑ；Ｎ，Ｐ
に基づいて血流速度分布や血流速度分散分布を求め、そ
の後、ＤＳＣ部において走査線信号を画像信号に変換す
る方式が考えられる。In order to reduce the load of the DSC processing, a calculation function for obtaining a blood flow velocity distribution and a blood flow velocity dispersion distribution in the post-processing section 120 is arranged on the upstream side of the DSC section 110,
Scan line signals I, Q; N, P output from the arithmetic unit 100
Then, a blood flow velocity distribution or a blood flow velocity dispersion distribution is obtained based on the following formula, and then the DSC unit converts the scanning line signal into an image signal.
【００２２】図９は、演算部１００から出力された走査
線信号から直接に血流速度分布や血流速度分散分布を求
めたときの問題点の説明図である。図９（Ａ）がその問
題点をあらわしており、図９（Ｂ）は、ＤＳＣ部１１０
を経由した後で血流速度分布等を求めた場合を示す比較
例である。FIG. 9 is an explanatory diagram of a problem when the blood flow velocity distribution and the blood flow velocity dispersion distribution are directly obtained from the scanning line signal output from the arithmetic unit 100. FIG. 9A illustrates the problem, and FIG. 9B illustrates the DSC unit 110.
7 is a comparative example showing a case where a blood flow velocity distribution and the like are obtained after passing through the control unit.
【００２３】ＤＳＣ部１１０の前段側では、図８に示す
ように１フレームあたりの走査線本数は例えば１２８本
程度であり、これに対し表示部７０の表示画面上のピク
セル数は水平方向に例えば６４０ピクセルであり、この
ように、走査線密度はピクセルの密度と比べ粗い。この
ような、走査線密度が粗い状態のまま、血流速度分布等
を求めると、表示画面上には図９（Ａ）に示すような極
めて粗い画像が表示されてしまい、図９（Ｂ）に示すよ
うな滑らかな画像が得られないという問題がある。On the front side of the DSC unit 110, the number of scanning lines per frame is, for example, about 128 as shown in FIG. 8, whereas the number of pixels on the display screen of the display unit 70 is, for example, in the horizontal direction. 640 pixels, and thus the scan line density is coarse compared to the pixel density. If the blood flow velocity distribution or the like is obtained while the scanning line density is still coarse, an extremely coarse image as shown in FIG. 9A is displayed on the display screen, and FIG. There is a problem that a smooth image cannot be obtained as shown in FIG.
【００２４】本発明は、上記事情に鑑み、従来と同等の
画質の画像を表示することができるとともに、ＤＳＣ処
理の負荷を軽減させた超音波診断装置を提供することを
目的とする。The present invention has been made in view of the above circumstances, and it is an object of the present invention to provide an ultrasonic diagnostic apparatus capable of displaying an image having the same image quality as that of the conventional art and reducing the load of the DSC processing.
【００２５】[0025]
【課題を解決するための手段】上記目的を達成する本発
明の超音波診断装置は、超音波を生体内に送波し生体内
からの反射超音波を受信して受信信号を得る過程を繰り
返す超音波診断装置において、上記受信信号を、生体内
に広がる所定の断層面内に配列された走査線に沿う超音
波反射情報をあらわす走査線信号に変換するビームフォ
ーマ部と、各フレームごとに、上記走査線信号を複数種
類の走査線信号に変換する演算部と、演算部で得られた
複数種類の走査線信号を、各種類ごとに各フレーム内で
走査線配列方向に補間することにより、走査線間に新た
な走査線を内挿する走査線内挿部と、走査線内挿部によ
り走査線の内挿が行なわれた後の複数種類の走査線信号
を、各フレームごとに、これらの走査線信号の種類の数
よりも少数の種類の走査線信号に統合する統合部とを備
えたことを特徴とする。An ultrasonic diagnostic apparatus according to the present invention that achieves the above object repeats a process of transmitting an ultrasonic wave into a living body, receiving reflected ultrasonic waves from the living body, and obtaining a received signal. In the ultrasonic diagnostic apparatus, the received signal, a beamformer unit that converts into a scanning line signal representing ultrasound reflection information along a scanning line arranged in a predetermined tomographic plane spread in the living body, for each frame, An arithmetic unit that converts the scanning line signal into a plurality of types of scanning line signals, and a plurality of types of scanning line signals obtained by the arithmetic unit, by interpolating in the scanning line array direction in each frame for each type, A scanning line interpolation unit that interpolates a new scanning line between scanning lines, and a plurality of types of scanning line signals after the scanning line interpolation is performed by the scanning line interpolation unit. Fewer than the number of scan line signal types Characterized in that a integrated unit for integrating the scan line signal.
【００２６】図１は、本発明の特徴を例示的に示した説
明図、図２は、従来の超音波診断装置における、本発明
との対比のための比較図である。FIG. 1 is an explanatory diagram exemplarily showing the features of the present invention, and FIG. 2 is a comparison diagram of a conventional ultrasonic diagnostic apparatus for comparison with the present invention.
【００２７】従来の超音波診断装置では、図２に示すよ
うに、ＤＳＣ部において各種の走査線信号それぞれにＤ
ＳＣ処理を施し、その後、後処理部において、複数の画
像信号の統合のための演算、すなわち血流速度分布や血
流速度分散分布の演算を行なっていたのに対し、本発明
の超音波診断装置では、図１に示すように、ＤＳＣ処理
を行なう前に走査線内挿部において走査線の内挿を行な
って走査線密度を向上させた上で統合部により走査線信
号を統合ものであるため、滑らかな画像の表示を確保し
つつ、ＤＳＣ処理の負荷を軽減することができる。In a conventional ultrasonic diagnostic apparatus, as shown in FIG.
The SC processing is performed, and the post-processing unit then performs a calculation for integrating a plurality of image signals, that is, a calculation of a blood flow velocity distribution and a blood flow velocity dispersion distribution. In the apparatus, as shown in FIG. 1, before performing the DSC processing, the scanning line interpolation unit performs interpolation of the scanning lines to improve the scanning line density, and then integrates the scanning line signals by the integration unit. Therefore, the load of the DSC processing can be reduced while ensuring the display of a smooth image.
【００２８】ここで、上記本発明の超音波診断装置は、
さらに、上記統合部による統合処理が行なわれた後の走
査線信号を表示用の信号形式を持つ画像信号に変換する
変換部と、その変換部により得られた画像信号に基づく
画像を表示する表示部とを備えたものであってもよい。Here, the ultrasonic diagnostic apparatus of the present invention is
Further, a conversion unit that converts the scanning line signal after the integration process is performed by the integration unit into an image signal having a signal format for display, and a display that displays an image based on the image signal obtained by the conversion unit May be provided.
【００２９】本発明の超音波診断装置は、ＤＳＣ処理を
行なうための変換部や画像を表示するための表示部を備
えることなく、上記統合部からの出力を直接にパーソナ
ルコンピュータ等に入力するように構成してもよいが、
上記変換部や表示部を備えた時は、この超音波診断装置
自体で画像表示を行なうことができる。The ultrasonic diagnostic apparatus of the present invention does not include a conversion unit for performing a DSC process or a display unit for displaying an image, and directly inputs an output from the integration unit to a personal computer or the like. May be configured,
When the conversion unit and the display unit are provided, the ultrasonic diagnostic apparatus itself can display an image.
【００３０】また、上記本発明の超音波診断装置が、断
層面内の指定された一部領域を拡大するパンズーム機能
を備えたものである場合に、上記走査線内挿部が、その
パンズーム機能により断層面内の一部領域が指定された
場合に、その指定された一部領域に関する複数種類の走
査線信号を、各種類ごとに各フレーム内で走査線配列方
向に内挿するものであることが好ましい。Further, when the ultrasonic diagnostic apparatus of the present invention has a pan-zoom function for enlarging a specified partial area in a tomographic plane, the scanning line interpolating unit includes the pan-zoom function. When a partial region in the tomographic plane is designated by the above, a plurality of types of scanning line signals relating to the designated partial region are interpolated in the scanning line arrangement direction in each frame for each type. Is preferred.
【００３１】超音波診断装置には、通常、血流情報を得
ようとする領域を一部領域（ＲＯＩ）に限るパンズーム
機能が備えられており、そのＲＯＩ内について走査線を
内挿することで滑らかな血流画像を得るという目的を達
成することができるとともに、ＲＯＩ以外の領域まで走
査線を内挿するという無駄な演算やデータの不必要な増
加を避けることができる。The ultrasonic diagnostic apparatus is generally provided with a pan-zoom function for limiting the region for obtaining blood flow information to a partial region (ROI), and by interpolating a scanning line within the ROI. It is possible to achieve the object of obtaining a smooth blood flow image, and to avoid useless calculation of interpolating scanning lines to an area other than the ROI and unnecessary increase of data.
【００３２】本発明の超音波診断装置において、典型的
には、上記演算部は、血流情報が抽出された２種類の走
査線信号を生成するＭＴＩフィルタと、ＭＴＩフィルタ
から出力された２種類の走査線信号に自己相関演算を施
すことにより２種類の新たな走査線信号を生成する自己
相関演算手段とを含むものであって、上記走査線内挿部
は、自己相関演算手段で生成された２種類の走査線信号
それぞれについて各フレーム内で内挿するものであり、
上記統合部は、自己相関演算手段で生成され走査線内挿
部で内挿処理が行なわれた２種類の走査線信号を統合し
て血流の速度分布をあらわす走査線信号を生成するもの
である。[0032] In the ultrasonic diagnostic apparatus of the present invention, typically, the calculation unit includes an MTI filter that generates two types of scanning line signals from which blood flow information is extracted, and two types of MTI filters output from the MTI filter. Auto-correlation calculation means for generating two types of new scan line signals by performing auto-correlation calculation on the scan line signals of the above. The two types of scanning line signals are interpolated in each frame.
The integration unit integrates the two types of scanning line signals generated by the autocorrelation calculation unit and subjected to the interpolation processing by the scanning line interpolation unit to generate a scanning line signal representing a blood flow velocity distribution. is there.
【００３３】上記演算部は、さらに、ＭＴＩフィルタの
出力から血流パワーを求める血流パワー演算手段と、自
己相関演算手段の出力から血流パワーを求める自己相関
パワー演算手段とを含むものであって、上記走査線内挿
部は、さらに、血流パワー演算手段および自己相関パワ
ー演算手段で生成された各血流パワーをあらわす各走査
線信号について各フレーム内で内挿するものであり、上
記統合部は、さらに、血流パワー演算手段および自己相
関パワー演算手段で生成され走査線内挿部でそれぞれ内
挿処理が行なわれた２種類の走査線信号を統合して血流
の速度分散分布をあらわす走査線信号を生成するもので
あってもよい。The calculating section further includes a blood flow power calculating means for obtaining blood flow power from the output of the MTI filter, and an autocorrelation power calculating means for obtaining blood flow power from the output of the autocorrelation calculating means. The scanning line interpolation unit further interpolates, within each frame, each scanning line signal representing each blood flow power generated by the blood flow power calculation means and the autocorrelation power calculation means. The integrating unit further integrates the two types of scanning line signals generated by the blood flow power calculating unit and the autocorrelation power calculating unit and subjected to the interpolation processing by the scanning line interpolation unit, and performs the velocity dispersion distribution of the blood flow. May be generated.
【００３４】また、本発明の超音波診断装置において、
上記走査線内挿部は、直線補間演算により走査線を内挿
するものであってもよい。In the ultrasonic diagnostic apparatus of the present invention,
The scanning line interpolation section may interpolate a scanning line by a linear interpolation operation.
【００３５】本発明の超音波診断装置における走査線内
挿部は、簡単な直線補間演算で十分であり、従来のよう
なＤＳＣ処理を行なうハードウェアを備える場合と比
べ、ハードウェア量を大幅に低減することができる。In the scanning line interpolation unit in the ultrasonic diagnostic apparatus of the present invention, a simple linear interpolation operation is sufficient, and the amount of hardware is greatly reduced as compared with the case where hardware for performing DSC processing as in the related art is provided. Can be reduced.
【００３６】[0036]
【発明の実施の形態】以下、本発明の実施形態について
説明する。Embodiments of the present invention will be described below.
【００３７】図３は、本発明の超音波診断装置の一実施
形態を示すブロック図である。FIG. 3 is a block diagram showing an embodiment of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the present invention.
【００３８】ここでは、図７に示す従来の超音波診断装
置の各ブロックに対応するブロックには、図７に付した
符号と同一の符号を付して示し、図７に示す超音波診断
装置との相違点について説明する。Here, the blocks corresponding to the respective blocks of the conventional ultrasonic diagnostic apparatus shown in FIG. 7 are denoted by the same reference numerals as those shown in FIG. 7, and the ultrasonic diagnostic apparatus shown in FIG. The difference from the above will be described.
【００３９】図３に示す超音波診断装置では、ドプラ演
算部１００とＤＳＣ部１００’との間に走査線内挿部１
３０と統合部１２０’が配置されている。In the ultrasonic diagnostic apparatus shown in FIG. 3, a scanning line interpolation unit 1 is provided between the Doppler operation unit 100 and the DSC unit 100 '.
30 and an integration unit 120 '.
【００４０】図４は、図３に示すドプラ演算部１００、
走査線内挿部１３０、統合部１２０’、およびＤＳＣ部
１１０’の処理概要を示した模式図である。FIG. 4 shows the Doppler operation unit 100 shown in FIG.
FIG. 4 is a schematic diagram illustrating an outline of processing of a scanning line interpolation unit 130, an integration unit 120 ′, and a DSC unit 110 ′.
【００４１】ドプラ演算部１００における処理は、図
７，図８に示す従来の超音波診断装置のドプラ演算部１
００における処理と同じである。The processing in the Doppler operation unit 100 is performed by the Doppler operation unit 1 of the conventional ultrasonic diagnostic apparatus shown in FIGS.
This is the same as the process in 00.
【００４２】ドプラ演算部１００の自己相関演算手段１
０１で得られた２系統の走査線信号Ｉ，Ｑ、自己相関パ
ワー演算手段１０２で得られた走査線信号Ｎ、およびパ
ワー演算手段１０３で得られた走査線信号Ｐは、いずれ
も、走査線内挿部１３０に入力され、その走査線内挿部
１３０では、１フレーム当り１２８本であった走査線の
本数が５１２本となるように走査線配列方向に走査線が
内挿される。具体的には、走査線信号中の、走査線配列
方向に隣接する２本の走査線上の同一深さに対応する２
つの値から、直線補間により、それら２本の走査線の中
央の点の値、およびその中央の点とそれら２本の走査線
それぞれとの各中央の点の値が求められる。このように
して１フレーム当りの走査線の本数が表示画面の水平方
向のピクセル数とほぼ同程度となるまで、走査線の本数
が２のべき乗（ここに示す例では２の２乗）倍に増やさ
れる。Autocorrelation calculating means 1 of Doppler calculating section 100
01, the scanning line signals I and Q obtained by the autocorrelation power calculation means 102, and the scanning line signal P obtained by the power calculation means 103 are all scanning lines. The scanning lines are input to the interpolation unit 130, and the scanning line interpolation unit 130 interpolates the scanning lines in the scanning line arrangement direction such that the number of scanning lines from 128 per frame becomes 512. More specifically, in the scanning line signal, two lines corresponding to the same depth on two adjacent scanning lines in the scanning line arrangement direction.
From the two values, the value of the center point of the two scan lines and the value of each center point between the center point and each of the two scan lines are obtained by linear interpolation. In this manner, the number of scanning lines is increased by a power of 2 (2 in the example shown here) until the number of scanning lines per frame becomes substantially the same as the number of pixels in the horizontal direction of the display screen. Increased.
【００４３】自己相関演算手段１０１から出力され走査
線内挿部１３０で走査線が内挿された後の２系統の走査
線信号Ｉ，Ｑは、統合部１２０’を構成する流速演算手
段１２１’に入力されて血流速度分布を表す走査線信号
に統合される。この流速演算手段１２１’における処理
は、処理対象が画像信号に代わり走査線信号であること
を除き、図８に示す従来の後処理部１２０の流速演算手
段１２１と同様である。The two scanning line signals I and Q output from the autocorrelation calculating means 101 and having the scanning lines interpolated by the scanning line interpolating section 130 are combined with the flow rate calculating means 121 'constituting the integrating section 120'. And is integrated into a scanning line signal representing the blood flow velocity distribution. The processing in the flow velocity calculating means 121 'is the same as the flow velocity calculating means 121 of the conventional post-processing section 120 shown in FIG. 8 except that the processing target is a scanning line signal instead of an image signal.
【００４４】ここでは走査線内挿部１３０により表示画
面の水平方向のピクセル数と同程度の本数にまで主走査
線が増加した走査線信号に基づいて血流速度分布を求め
ているため、表示画面上、滑らかな血流速度分布画像が
表示される。Here, the blood flow velocity distribution is obtained by the scanning line interpolation unit 130 based on the scanning line signal in which the number of main scanning lines is increased to the same number as the number of pixels in the horizontal direction of the display screen. A smooth blood flow velocity distribution image is displayed on the screen.
【００４５】また、図４に示す自己相関パワー演算手段
１０２およびパワー演算手段１０３から出力され走査線
内挿部１３０で走査線が内挿された後の、走査線信号
Ｎ，Ｐは、いずれも、統合部１２０’の分散演算手段１
２２’に入力されて、血流の速度分数分布を表す走査線
信号に統合される。この分散演算手段１２２’における
処理も、流速演算手段１２１’における処理と同様、処
理対象が画像信号に代わり走査線信号であることを除
き、図８に示す従来の後処理部１２０の分散演算手段１
２２における処理と同様である。Further, the scanning line signals N and P output from the autocorrelation power calculating means 102 and the power calculating means 103 shown in FIG. , Distributed computing means 1 of the integrating unit 120 '
It is input to 22 'and integrated into a scanning line signal representing the velocity fractional distribution of the blood flow. The processing in the dispersion calculating means 122 'is the same as the processing in the flow velocity calculating means 121', except that the processing target is a scanning line signal instead of an image signal. 1
22.
【００４６】この分散演算手段１２２’における血流速
度分数分布を求める演算も、走査線密度の高い走査線信
号に基づく演算であるため、表示画面上には滑らかな血
流速度分散分布画像が表示される。The calculation for obtaining the blood flow velocity fraction distribution in the variance calculation means 122 'is also a calculation based on a scanning line signal having a high scanning line density, so that a smooth blood flow velocity variance distribution image is displayed on the display screen. Is done.
【００４７】統合部１２０’の流速演算手段１２１’お
よび分散演算手段１２２’から出力された、血流速度分
布を表す走査線信号および血流速度分散分布をあらわす
走査線信号は、ＤＳＣ部１１０’に入力されて、ＤＳＣ
処理により各画像信号に変換される。このＤＳＣ部１１
０’は、図８に示すＤＳＣ部１１０がドプラ演算部１０
０から出力された走査線信号にＤＳＣ処理を施すもので
あるのに代わり、統合部１２０’から出力された走査線
信号にＤＳＣ処理を施すものである。The scanning line signal representing the blood flow velocity distribution and the scanning line signal representing the blood flow velocity distribution output from the flow velocity calculating means 121 'and the variance calculating means 122' of the integrating section 120 'are combined with the DSC section 110'. Is entered into the DSC
It is converted into each image signal by the processing. This DSC unit 11
0 ′ indicates that the DSC unit 110 shown in FIG.
Instead of performing the DSC processing on the scanning line signal output from 0, the DSC processing is performed on the scanning line signal output from the integration unit 120 ′.
【００４８】図４に示すＤＳＣ部１１０’には統合部１
２０’から出力された１フレーム当り５１２本の走査線
を持った走査線信号が入力され、図８に示すＤＳＣ部１
１０に入力される走査線信号と比べ、１系統あたりかつ
１フレームあたりのデータ量が大きい。しかしながらＤ
ＳＣ処理後の１系統あたりかつ１フレームあたりの画像
信号のデータ量は図８に示すＤＳＣ部１１０と同一であ
り、１系統あたりのＤＳＣ処理の負荷はほぼ同等であ
る。一方、ＤＳＣ処理を施すべき走査線信号の種類は、
図８に示すＤＳＣ部１１０が４種類であるのに比べ、図
４に示すＤＳＣ部１１０’は２種類で済み、したがっ
て、ＤＳＣ処理の負荷はほぼ半分に軽減される。The DSC 110 'shown in FIG.
A scanning line signal having 512 scanning lines per frame output from the frame 20 'is input, and the DSC unit 1 shown in FIG.
The data amount per system and per frame is larger than that of the scanning line signal input to the input unit 10. However D
The data amount of the image signal per system and per frame after the SC processing is the same as that of the DSC unit 110 shown in FIG. 8, and the load of the DSC processing per system is almost equal. On the other hand, the types of scanning line signals to be subjected to the DSC processing are as follows.
Compared to the four types of DSC units 110 shown in FIG. 8, only two types of DSC units 110 'shown in FIG. 4 are required, and therefore, the load of the DSC processing is reduced to almost half.
【００４９】図５は、パンズーム機能を用いた場合の走
査線内挿部の処理を示す図である。FIG. 5 is a diagram showing processing of the scanning line interpolation unit when the pan-zoom function is used.
【００５０】超音波診断装置には、通常、着目するＲＯ
Ｉ内の画像を拡大して観察するパンズーム機能がある。
ここでは、パンズーム機能を用いた場合の二例（図５
（Ａ）と図５（Ｂ））について説明する。In an ultrasonic diagnostic apparatus, a target RO is usually used.
There is a pan-zoom function for enlarging and observing the image in I.
Here, two examples using the pan-zoom function (FIG. 5)
(A) and FIG. 5 (B)) will be described.
【００５１】図５（Ａ）は、ＲＯＩ内をそのまま拡大し
た場合の例で、通常の走査時には例えば１２８本の走査
線であったものが、パンズーム時には例えば６４本と低
密度化してしまう。この場合、通常の走査時に、走査線
内挿部において走査線の本数を例えば５１２本に増やし
ても、パンズームによって、例えば１２５本の走査線と
なってしまう。従って、パンズーム時には走査線内挿部
によってＲＯＩに相当する領域内の走査線を内挿し、そ
のＲＯＩ内において、例えば実走査線と内挿走査線を合
わせて５１２本の走査線を形成することで、表示画面の
水平方向ピクセル数と走査線本数とをほぼ同等にするこ
とが可能となる。なお、パンズーム時は、深さ方向のデ
ータ数も減少してしまうように思われるが、通常、深さ
方向は表示深さの変化に応じてサンプリング周波数を変
えることで深さ方向データ数は表示画面の垂直方向ピク
セル数とほぼ同数に確保することが可能である。FIG. 5A shows an example in which the inside of the ROI is enlarged as it is. For example, the number of scanning lines is 128 for normal scanning, but the density is reduced to 64 for pan zooming. In this case, during normal scanning, even if the number of scanning lines is increased to, for example, 512 in the scanning line interpolation unit, the number of scanning lines becomes, for example, 125 by pan zoom. Therefore, at the time of pan zoom, the scanning lines in the area corresponding to the ROI are interpolated by the scanning line interpolation unit, and 512 scanning lines are formed in the ROI by combining, for example, the actual scanning lines and the interpolated scanning lines. In addition, it is possible to make the number of pixels in the horizontal direction of the display screen substantially equal to the number of scanning lines. At the time of pan zoom, it seems that the number of data in the depth direction also seems to decrease.However, in the depth direction, the number of data in the depth direction is usually displayed by changing the sampling frequency according to the change in display depth. It is possible to secure approximately the same number of pixels in the vertical direction of the screen.
【００５２】図５（Ｂ）は、走査線本数をＲＯＩ内に再
設定してＲＯＩ内について高密度走査を行う場合の例
で、通常の走査時には例えば１２８本の走査線であった
ものが、バンズーム時でも例えば１２８本と維持され
る。しかしながら、表示画面の水平方向ピクセル数には
足りない。従ってバンズーム時には、走査線内挿部によ
ってＲＯＩに相当する領域について走査線を内挿し、例
えば実走査線と内挿走査線を合わせて５１２本の走査線
を形成することで、表示画面の水平方向ピクセル数と走
査線本数とをほぼ同等にすることが可能となる。なお、
パンズーム時の深さ方向のデータ数については、図５
（Ａ）の説明の場合と同じである。FIG. 5B shows an example in which the number of scanning lines is reset within the ROI and high-density scanning is performed within the ROI. For example, 128 scanning lines were used during normal scanning. For example, even at the time of the van zoom, the number is maintained at 128. However, the number of pixels in the horizontal direction of the display screen is insufficient. Therefore, at the time of bang zoom, the scanning lines are interpolated by the scanning line interpolation unit in an area corresponding to the ROI, and, for example, 512 scanning lines are formed by combining the actual scanning lines and the interpolated scanning lines, thereby forming The number of pixels and the number of scanning lines can be made substantially equal. In addition,
For the number of data in the depth direction during pan zoom, see FIG.
This is the same as the case described in (A).
【００５３】図６は、本発明の超音波診断装置のもう１
つの実施形態の、前述した実施形態（図３，図４参照）
との相違点を示す模式図である。FIG. 6 shows another example of the ultrasonic diagnostic apparatus of the present invention.
One of the above-described embodiments (see FIGS. 3 and 4)
It is a schematic diagram which shows the difference with FIG.
【００５４】図３，図４に示す実施形態には、ＤＳＣ部
１１０’が備えられており、統合部１２０’から出力さ
れた走査線信号はＤＳＣ部１１０’に入力されてＤＳＣ
処理が行なわれたが、図６に示す実施形態の場合、統合
部１２０’から出力された走査線信号は、バスあるいは
ＬＡＮを経由してパーソナルコンピュータ（ＰＣ）やワ
ークステーション（ＷＳ）等のコンピュータシステム２
００に入力され、そのコンピュータシステム２００内部
のＣＰＵでソフトウェア的にＤＳＣ処理が行なわれる。
このときは、表示部は、そのコンピュータシステム２０
０に備えられた画像表示装置（図示せず）が用いられ
る。The embodiment shown in FIGS. 3 and 4 is provided with a DSC unit 110 ', and the scanning line signal output from the integrating unit 120' is input to the DSC unit 110 'and
Although the processing has been performed, in the case of the embodiment shown in FIG. 6, the scanning line signal output from the integration unit 120 'is transmitted to a computer such as a personal computer (PC) or a workstation (WS) via a bus or a LAN. System 2
00, the CPU processing in the computer system 200 performs the DSC processing by software.
At this time, the display unit is the computer system 20.
0 is used.
【００５５】この図６には図示されていないが、走査線
信号をコンピュータ２００に入力する場合は、Ｂモード
表示用の走査線信号も、ＤＳＣ部６０（図３参照）を経
由することなく、コンピュータシステム２００に入力さ
れる。その場合に、Ｂモード用の走査線信号は走査線を
内挿することなくコンピュータシステム２００に入力し
てもよく、ドプラ演算部１００からの出力と同様に走査
線の内挿を行なった上でコンピュータシステム２００に
入力してもよい。Although not shown in FIG. 6, when a scanning line signal is input to the computer 200, the scanning line signal for B-mode display is also transmitted without passing through the DSC unit 60 (see FIG. 3). Input to the computer system 200. In this case, the scanning line signal for the B mode may be input to the computer system 200 without interpolating the scanning line, and after performing the interpolation of the scanning line in the same manner as the output from the Doppler operation unit 100. It may be input to the computer system 200.
【００５６】現在、超音波診断装置で得られた種々の走
査線信号をオフライン処理でＰＣやＷＳに転送し、ＰＣ
やＷＳのＣＰＵによってＤＳＣ処理を行ない、ＰＣやＷ
Ｓの画像表示装置上に画像表示を行なって詳細な診断や
画像加工を行ったりする場合がある。本実施形態は、Ｄ
ＳＣ処理の対象となる走査線信号を低減できるため、こ
うした手法においても、例えば多フレーム静止画像をＤ
ＳＣ処理して動画表示したり、３Ｄ表示したりする際
に、従来法に比較してリアルタイムな処理および表示が
可能となる。さらに、バスやネットワークへ送出する走
査線信号のデータ量の低減にもなるため、バスやネット
ワークのトラフィック量への圧迫を抑制することが可能
となる。At present, various scanning line signals obtained by the ultrasonic diagnostic apparatus are transferred to a PC or WS by offline processing,
DSC processing is performed by the CPU of the
In some cases, an image is displayed on the image display device of S to perform detailed diagnosis or image processing. In the present embodiment, D
Since the scanning line signal to be subjected to the SC processing can be reduced, even in such a method, for example, a multi-frame still image
When performing SC processing to display a moving image or 3D display, real-time processing and display can be performed as compared with the conventional method. Further, since the data amount of the scanning line signal transmitted to the bus or the network can be reduced, it is possible to suppress the pressure on the traffic amount of the bus or the network.
【００５７】また、近年のＰＣ、ＷＳのＣＰＵの高速化
によって、超音波診断装置内でハードウェアで構成され
ていたＤＳＣをＰＣまたＷＳのＣＰＵが担う可能性がで
てきている。将来、このような装置が出現したとき、Ｄ
ＳＣ処理の対象となる走査線信号を低減することは、超
音波診断のリアルタイム性を保証する重要な技術とな
る。In addition, with the recent increase in the speed of the CPU of the PC or WS, there is a possibility that the DSC of the hardware in the ultrasonic diagnostic apparatus is carried by the CPU of the PC or WS. In the future, when such devices emerge, D
Reducing the scan line signal to be subjected to SC processing is an important technique for guaranteeing the real-time performance of ultrasonic diagnosis.
【００５８】[0058]
【発明の効果】以上説明したように、本発明によれば、
表示される画像の画質を低下させることなくＤＳＣ処理
の負荷が軽減される。As described above, according to the present invention,
The load of the DSC processing is reduced without lowering the image quality of the displayed image.
【図１】本発明の特徴を例示的に示した説明図である。FIG. 1 is an explanatory diagram exemplarily showing features of the present invention.
【図２】従来の超音波診断装置における、本発明との対
比のための比較図である。FIG. 2 is a comparison diagram for comparison with the present invention in a conventional ultrasonic diagnostic apparatus.
【図３】本発明の超音波診断装置の一実施形態を示すブ
ロック図である。FIG. 3 is a block diagram showing one embodiment of an ultrasonic diagnostic apparatus of the present invention.
【図４】図３に示すドプラ演算部、走査線内挿部、統合
部、およびＤＳＣ部の処理概要を示した模式図である。FIG. 4 is a schematic diagram illustrating an outline of processing of a Doppler operation unit, a scanning line interpolation unit, an integration unit, and a DSC unit illustrated in FIG. 3;
【図５】パンズーム機能を用いた場合の走査線内挿部の
処理を示す図である。FIG. 5 is a diagram illustrating processing of a scanning line interpolation unit when a pan zoom function is used.
【図６】本発明の超音波診断装置のもう１つの実施形態
の、前述した実施形態（図３，図４参照）との相違点を
示す模式図である。FIG. 6 is a schematic diagram showing a difference between the ultrasonic diagnostic apparatus according to another embodiment of the present invention and the above-described embodiment (see FIGS. 3 and 4).
【図７】従来の超音波診断装置のブロック図である。FIG. 7 is a block diagram of a conventional ultrasonic diagnostic apparatus.
【図８】図７に示すドプラ演算部、ＤＳＣ部、および後
処理部における処理の概要を示した模式図である。FIG. 8 is a schematic diagram illustrating an outline of processing in a Doppler operation unit, a DSC unit, and a post-processing unit illustrated in FIG. 7;
【図９】演算部から出力された走査線信号から直接に血
流速度分布や血流速度分散分布を求めたときの問題点の
説明図である。FIG. 9 is an explanatory diagram of a problem when a blood flow velocity distribution or a blood flow velocity variance distribution is directly obtained from a scanning line signal output from a calculation unit.
１ 生体 ２ 断層面 ３ 走査線 １０ 送信部 ２０ 超音波探触子 ２１ 超音波トランスデューサ ３０ 受信部 ４０ ビームフォーマ部 ５０ Ｂモード演算部 ６０ ＤＳＣ部 ７０ 表示部 ８０ 直交検波部 ９０ ＭＴＩフィルタ部 １００ ドプラ演算部 １０１ 自己相関演算手段 １０２ 自己相関パワー演算手段 １０３ パワー演算手段 １１０ ，１１０’ ＤＳＣ部 １２０ 後処理部 １２１ 流速演算手段 １２２ 分散演算手段 １２０’ 統合部 １２１’ 流速演算手段 １２２’ 分散演算手段 １３０ 走査線内挿部 Reference Signs List 1 living body 2 tomographic plane 3 scanning line 10 transmitting unit 20 ultrasonic probe 21 ultrasonic transducer 30 receiving unit 40 beam former unit 50 B-mode operation unit 60 DSC unit 70 display unit 80 orthogonal detection unit 90 MTI filter unit 100 Doppler operation Unit 101 autocorrelation operation means 102 autocorrelation power operation means 103 power operation means 110, 110 'DSC unit 120 post-processing unit 121 flow velocity operation means 122 dispersion operation means 120' integration unit 121 'flow velocity operation means 122' dispersion operation means 130 scanning Line interpolation part
フロントページの続き (72)発明者 白井 岳士 神奈川県川崎市中原区上小田中４丁目１番 １号 富士通株式会社内 Ｆターム(参考） 4C301 AA02 BB02 BB22 CC02 DD01 EE15 EE20 JB28 JB36 JB44 JC02 KK08 KK30 LL04 Continued on the front page (72) Inventor Takeshi Shirai 4-1-1, Kamidadanaka, Nakahara-ku, Kawasaki-shi, Kanagawa F-term in Fujitsu Limited (Reference) 4C301 AA02 BB02 BB22 CC02 DD01 EE15 EE20 JB28 JB36 JB44 JC02 KK08 KK30 LL04
Claims (6)
射超音波を受信して受信信号を得る過程を繰り返す超音
波診断装置において、 前記受信信号を、生体内に広がる所定の断層面内に配列
された走査線に沿う超音波反射情報をあらわす走査線信
号に変換するビームフォーマ部と、 各フレームごとに、前記走査線信号を複数種類の走査線
信号に変換する演算部と、 前記演算部で得られた複数種類の走査線信号を、各種類
ごとに各フレーム内で走査線配列方向に補間することに
より、走査線間に新たな走査線を内挿する走査線内挿部
と、 前記走査線内挿部により走査線の内挿が行なわれた後の
複数種類の走査線信号を、各フレームごとに、これらの
走査線信号の種類の数よりも少数の種類の走査線信号に
統合する統合部とを備えたことを特徴とする超音波診断
装置。1. An ultrasonic diagnostic apparatus that repeats a process of transmitting an ultrasonic wave into a living body, receiving reflected ultrasonic waves from the living body, and obtaining a received signal, wherein the received signal is converted into a predetermined tomographic image A beamformer unit that converts ultrasound reflection information along scanning lines arranged in a plane into a scanning line signal representing information, and an arithmetic unit that converts the scanning line signal into a plurality of types of scanning line signals for each frame, A scanning line interpolation unit that interpolates a new scanning line between scanning lines by interpolating a plurality of types of scanning line signals obtained by the arithmetic unit in the scanning line arrangement direction in each frame for each type. A plurality of types of scanning line signals after the scanning line interpolation is performed by the scanning line interpolation unit, for each frame, a smaller number of types of scanning line signals than the number of these types of scanning line signals It is characterized by having an integration unit that integrates into the signal An ultrasonic diagnostic apparatus to be.
後の走査線信号を表示用の信号形式を持つ画像信号に変
換する変換部と、 前記変換部により得られた画像信号に基づく画像を表示
する表示部とを備えたことを特徴とする請求項１記載の
超音波診断装置。A conversion unit configured to convert the scanning line signal after the integration processing is performed by the integration unit into an image signal having a signal format for display, and an image based on the image signal obtained by the conversion unit. The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1, further comprising a display unit for displaying.
るパンズーム機能を備え、 前記走査線内挿部が、断層面内の一部領域が指定された
場合に、その指定された一部領域に関する複数種類の走
査線信号を、各種類ごとに各フレーム内で走査線配列方
向に内挿するものであることを特徴とする請求項１記載
の超音波診断装置。3. A pan-zoom function for enlarging a designated partial area in the tomographic plane, wherein the scanning line interpolation unit is configured to, when a partial area in the tomographic plane is designated, specify the designated area. 2. The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1, wherein a plurality of types of scanning line signals related to the partial area are interpolated in the scanning line arrangement direction in each frame for each type.
種類の走査線信号を生成するＭＴＩフィルタと、ＭＴＩ
フィルタから出力された２種類の走査線信号に自己相関
演算を施すことにより２種類の新たな走査線信号を生成
する自己相関演算手段とを含むものであって、 前記走査線内挿部が、前記自己相関演算手段で生成され
た２種類の走査線信号それぞれについて各フレーム内で
内挿するものであり、 前記統合部が、前記自己相関演算手段で生成され前記走
査線内挿部で内挿処理が行なわれた２種類の走査線信号
を統合して血流の速度分布をあらわす走査線信号を生成
するものであることを特徴とする請求項１記載の超音波
診断装置。4. The method according to claim 1, wherein the calculation unit is configured to extract the blood flow information.
An MTI filter for generating different types of scanning line signals;
Autocorrelation calculating means for generating two kinds of new scanning line signals by performing autocorrelation calculation on the two kinds of scanning line signals output from the filter, wherein the scanning line interpolation unit comprises: The two types of scanning line signals generated by the autocorrelation calculating means are interpolated in each frame, and the integrating unit is generated by the autocorrelation calculating means and interpolated by the scanning line interpolating unit. 2. The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1, wherein the two types of processed scanning line signals are integrated to generate a scanning line signal representing a blood flow velocity distribution.
ルタの出力から血流パワーを求める血流パワー演算手段
と、前記自己相関演算手段の出力から血流パワーを求め
る自己相関パワー演算手段とを含むものであって、 前記走査線内挿部が、さらに、前記血流パワー演算手段
および前記自己相関パワー演算手段で生成された各血流
パワーをあらわす各走査線信号について各フレーム内で
内挿するものであり、 前記統合部が、さらに、前記血流パワー演算手段および
前記自己相関パワー演算手段で生成され走査線内挿部で
それぞれ内挿処理が行なわれた２種類の走査線信号を統
合して血流の速度分散分布をあらわす走査線信号を生成
するものであることを特徴とする請求項４記載の超音波
診断装置。5. A blood flow power calculating means for obtaining blood flow power from an output of the MTI filter, and an autocorrelation power calculating means for obtaining blood flow power from an output of the autocorrelation calculating means. Wherein the scanning line interpolation unit further interpolates, within each frame, each scanning line signal representing each blood flow power generated by the blood flow power calculation means and the autocorrelation power calculation means. The integration unit further integrates the two types of scanning line signals generated by the blood flow power calculation unit and the autocorrelation power calculation unit and subjected to interpolation processing by the scanning line interpolation unit. 5. An ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 4, wherein the apparatus generates a scanning line signal representing a velocity dispersion distribution of a blood flow.
り走査線を内挿するものであることを特徴とする請求項
１記載の超音波診断装置。6. The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1, wherein the scanning line interpolation section interpolates the scanning lines by a linear interpolation operation.
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|---|---|---|---|
| JP35884398A JP2000175914A (en) | 1998-12-17 | 1998-12-17 | Ultrasonograph |
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- 1998-12-17 JP JP35884398A patent/JP2000175914A/en active Pending
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