JP2000175914A - 超音波診断装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【課題】本発明は、生体内の超音波反射情報を得る超音
波診断装置に関し、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。 【解決手段】各フレームごとに、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。

Description

【発明の詳細な説明】

【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。

【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。

【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。

【０００４】図７は、従来の超音波診断装置のブロック
図である。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の特徴を例示的に示した説明図である。

【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。

【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。

【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。

【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。

【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。

【図７】従来の超音波診断装置のブロック図である。

【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。

【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。

【符号の説明】

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

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

Claims (6)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 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、 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。
2. 【請求項２】 前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、 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。
3. 【請求項３】 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、 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。
4. 【請求項４】 前記演算部が、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、 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。
5. 【請求項５】 前記演算部が、さらに、前記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、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。
6. 【請求項６】 前記走査線内挿部が、直線補間演算によ
   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。