JP2012139256A - Ultrasonic diagnostic apparatus and program - Google Patents
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Abstract
Description
本発明は、超音波診断装置及びプログラムに関する。 The present invention relates to an ultrasonic diagnostic apparatus and a program.
従来、多数の振動子（トランスデューサ）を配列して備える超音波探触子（プローブ）を有し、生体等の被検体に対して超音波ビームによる走査を行い、受信した超音波から音線データを順次生成し、これに基づいて超音波画像を表示するようにした超音波診断装置が知られている。 Conventionally, it has an ultrasonic probe (probe) provided with a large number of transducers (arrays) arranged, scans an object such as a living body with an ultrasonic beam, and receives sound ray data from the received ultrasonic wave. Are sequentially generated and an ultrasonic image is displayed based on this.
このような超音波診断装置において、１つの送信ビームに対して音線中心の異なる２以上の音線データを取得して、擬似的に音線データを増加させるようにしたものがある（例えば、特許文献１）。これは、コンベックス電子スキャン方式やセクタ電子スキャン方式等、放射状に音線データを取得するものについては、超音波ビームの送受信を行う位置から離れるほど音線の間隔が大きくなるため、方位分解能を向上させるために行われるものであり、倍音線化技術ということがある。したがって、音線データを増加させるほど方位分解能に優れた超音波画像を表示することができるようになる。近年では、リニア電子スキャン方式においても、単に方位分解能を向上させるために、この倍音線化技術が適用されている。 In such an ultrasonic diagnostic apparatus, there is one in which two or more sound ray data having different sound ray centers are acquired for one transmission beam and the sound ray data is artificially increased (for example, Patent Document 1). This improves the azimuth resolution because the distance between the sound rays increases as the distance from the position where the ultrasonic beam is transmitted / received for those that acquire sound ray data radially, such as the convex electron scan method and the sector electronic scan method. This is done to make it a harmonic overtone technique. Therefore, an ultrasonic image with excellent azimuth resolution can be displayed as the sound ray data is increased. In recent years, even in the linear electronic scanning method, this harmonic overtone technique is applied simply to improve the azimuth resolution.
例えば、図１３（Ａ）に示すように、１〜６番目の振動子ＴＤによって超音波ビーム（送信ビーム）を送信し、同じく、１〜６番目の振動子ＴＤにて受信した反射超音波から得られた信号に基づいて音線データを生成した場合には、当該音線の中心は、３番目の振動子ＴＤと４番目の振動子ＴＤの中間であって、送信ビームの出力中心と同一となり、対象ＯＢ１の超音波画像データを得ることができる。
一方、１〜６番目の振動子ＴＤによって超音波ビーム（送信ビーム）を送信するが、図１３（Ｂ）に示すように、１〜６番目の振動子ＴＤのうちの１〜５番目の振動子ＴＤにて受信した反射超音波から得られた信号に基づいて音線データを生成した場合には、当該音線の中心は、送信ビームの出力中心とはずれた、３番目の振動子ＴＤの中央となり、対象ＯＢ２の超音波画像データを得ることができる。
For example, as shown in FIG. 13A, an ultrasonic beam (transmission beam) is transmitted by the first to sixth transducers TD, and similarly, from the reflected ultrasonic waves received by the first to sixth transducers TD. When sound ray data is generated based on the obtained signal, the center of the sound ray is between the third transducer TD and the fourth transducer TD and is the same as the output center of the transmission beam. Thus, ultrasonic image data of the target OB1 can be obtained.
On the other hand, the ultrasonic beam (transmission beam) is transmitted by the first to sixth transducers TD. As shown in FIG. 13B, the first to fifth oscillations of the first to sixth transducers TD. When sound ray data is generated based on the signal obtained from the reflected ultrasonic wave received by the child TD, the center of the sound ray is shifted from the output center of the transmission beam, and the third transducer TD. At the center, the ultrasonic image data of the object OB2 can be obtained.
ところが、上記技術を適用した場合には、一度の送信ビームにより複数の音線データを同時に取得することができることから、フレームレートを落とさずに音線データを増加させることができ、また、振動子ＴＤのピッチよりも小さい間隔で音線データを得ることができるため、方位分解能を向上させることができるが、音線中心が送信ビームの出力中心とは異なる位置である音線データを採用し、これに基づいて超音波画像を表示するので、アーチファクトが発生しやすく、また、そのような音線データが多いほど、アーチファクトが顕著となって表れてしまう。 However, when the above technique is applied, a plurality of sound ray data can be acquired simultaneously by a single transmission beam, so that the sound ray data can be increased without reducing the frame rate, and the transducer Since the sound ray data can be obtained at intervals smaller than the pitch of TD, the azimuth resolution can be improved, but the sound ray data is adopted where the sound ray center is at a position different from the output center of the transmission beam, Since an ultrasonic image is displayed based on this, artifacts are likely to occur, and the more such ray data, the more prominent the artifacts appear.
そこで、音線データの数を増加させつつアーチファクトを抑制するために、取得した音線データを補間し、新たな音線データを生成することが行われている。 Therefore, in order to suppress artifacts while increasing the number of sound ray data, the acquired sound ray data is interpolated to generate new sound ray data.
しかしながら、従来の超音波診断装置では、擬似的に取得した音線データに基づいて新たな音線データを生成することから、アーチファクトが強調されるようになり、好ましい超音波画像データを生成することができない。 However, in the conventional ultrasonic diagnostic apparatus, new sound ray data is generated based on pseudo-acquired sound ray data, so that artifacts are emphasized and preferable ultrasonic image data is generated. I can't.
本発明の課題は、方位分解能を高めるとともに、アーチファクトの抑制された良好な超音波画像データを生成することができる超音波診断装置及びプログラムを提供することである。 An object of the present invention is to provide an ultrasonic diagnostic apparatus and a program capable of generating good ultrasonic image data with improved azimuth resolution and suppressed artifacts.
以上の課題を解決するため、請求項１に記載の発明は、超音波診断装置において、
駆動信号によって被検体に向けて送信超音波を出力するとともに、被検体からの反射超音波を受信することにより受信信号を出力する複数の振動子を並列配置して備える超音波探触子と、
前記複数の振動子から出力される受信信号を受信する受信部と、
音線中心が送信超音波によって形成される出力ビームの出力中心と同じ位置となるように受信信号を整相加算して第１の音線データを取得し、音線中心が前記出力ビームの出力中心とは所定距離ずれた位置となるように前記受信信号を整相加算して第２の音線データを取得する整相加算部と、
前記第１の音線データと、前記第２の音線データとを重み付け補間して補間音線データを生成する補間データ生成部と、
前記第１の音線データと、前記第２の音線データと、前記補間音線データとに基づいて前記被検体内の超音波診断画像データを生成する画像処理部と、
を備えたことを特徴とする。
In order to solve the above problems, the invention according to claim 1 is an ultrasonic diagnostic apparatus,
An ultrasonic probe including a plurality of transducers arranged in parallel to output a transmission ultrasonic wave toward a subject by a drive signal and output a reception signal by receiving a reflected ultrasonic wave from the subject;
A receiving unit that receives reception signals output from the plurality of transducers;
The first sound ray data is obtained by phasing and adding the received signals so that the sound ray center is at the same position as the output center of the output beam formed by the transmission ultrasonic wave, and the sound ray center is the output of the output beam. A phasing addition unit that obtains the second sound ray data by phasing and adding the reception signal so that the position is shifted by a predetermined distance from the center;
An interpolation data generation unit that generates weighted interpolation of the first sound ray data and the second sound ray data to generate interpolated sound ray data;
An image processing unit that generates ultrasonic diagnostic image data in the subject based on the first sound ray data, the second sound ray data, and the interpolated sound ray data;
It is provided with.
請求項２に記載の発明は、請求項１に記載の超音波診断装置において、
前記補間データ生成部が前記補間音線データを生成するときにおける重み付け比率を可変する重み付け比率設定部を備えたことを特徴とする。
The invention according to claim 2 is the ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1,
The interpolation data generation unit includes a weighting ratio setting unit that varies a weighting ratio when generating the interpolated sound ray data.
請求項３に記載の発明は、請求項１又は２に記載の超音波診断装置において、
前記送信超音波の出力毎に配列方向に所定数だけずらしながら、前記駆動信号を供給する振動子を順次選択し、選択した振動子から送信超音波が出力されるように前記複数の振動子による送信超音波の出力制御を行う制御部を備えたことを特徴とする。
The invention according to claim 3 is the ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1 or 2,
The transducers that supply the drive signal are sequentially selected while shifting by a predetermined number in the arrangement direction for each output of the transmission ultrasound, and the plurality of transducers are configured to output the transmission ultrasound from the selected transducers. A control unit that performs output control of transmission ultrasonic waves is provided.
請求項４に記載の発明は、プログラムであって、
駆動信号によって被検体に向けて送信超音波を出力するとともに、被検体からの反射超音波を受信することにより受信信号を出力する複数の振動子を並列配置して備える超音波探触子を有する超音波診断装置に設けられたコンピュータに、
前記複数の振動子から出力される受信信号を受信する受信手段、
音線中心が送信超音波によって形成される出力ビームの出力中心と同じ位置となるように受信信号を整相加算して第１の音線データを取得し、音線中心が前記出力ビームの出力中心とは所定距離ずれた位置となるように前記受信信号を整相加算して第２の音線データを取得する整相加算手段、
前記第１の音線データと、前記第２の音線データとを重み付け補間して補間音線データを生成する補間データ生成手段、
前記第１の音線データと、前記第２の音線データと、前記補間音線データとに基づいて前記被検体内の超音波診断画像データを生成する画像処理手段、
として機能させることを特徴とする。
Invention of Claim 4 is a program, Comprising:
An ultrasonic probe comprising a plurality of transducers arranged in parallel to output a transmission ultrasonic wave toward a subject by a drive signal and output a reception signal by receiving a reflected ultrasonic wave from the subject In the computer provided in the ultrasonic diagnostic equipment,
Receiving means for receiving reception signals output from the plurality of vibrators;
The first sound ray data is obtained by phasing and adding the received signals so that the sound ray center is at the same position as the output center of the output beam formed by the transmission ultrasonic wave, and the sound ray center is the output of the output beam. Phasing and adding means for phasing and adding the received signals so as to obtain a second sound ray data so as to be at a position shifted by a predetermined distance from the center;
Interpolation data generation means for generating interpolated sound ray data by weighted interpolation of the first sound ray data and the second sound ray data;
Image processing means for generating ultrasonic diagnostic image data in the subject based on the first sound ray data, the second sound ray data, and the interpolated sound ray data;
It is made to function as.
本発明によれば、方位分解能を高めるとともに、アーチファクトの抑制された良好な超音波画像データを生成することができる。 ADVANTAGE OF THE INVENTION According to this invention, while improving azimuth | direction resolution, the favorable ultrasonic image data in which the artifact was suppressed can be produced | generated.
以下、本発明の実施の形態に係る超音波診断装置について、図面を参照して説明する。ただし、発明の範囲は図示例に限定されない。なお、以下の説明において、同一の機能及び構成を有するものについては、同一の符号を付し、その説明を省略する。 Hereinafter, an ultrasonic diagnostic apparatus according to an embodiment of the present invention will be described with reference to the drawings. However, the scope of the invention is not limited to the illustrated examples. In addition, in the following description, what has the same function and structure attaches | subjects the same code | symbol, and abbreviate | omits the description.
本発明の実施の形態に係る超音波診断装置Ｓは、図１及び図２に示すように、超音波診断装置本体１と超音波探触子２とを備えている。超音波探触子２は、図示しない生体等の被検体に対して超音波（送信超音波）を送信するとともに、この被検体で反射した超音波の反射波（反射超音波：エコー）を受信する。超音波診断装置本体１は、超音波探触子２とケーブル３を介して接続され、超音波探触子２に電気信号の駆動信号を送信することによって超音波探触子２に被検体に対して送信超音波を送信させるとともに、超音波探触子２にて受信した被検体内からの反射超音波に応じて超音波探触子２で生成された電気信号である受信信号に基づいて被検体内の内部状態を超音波画像として画像化する。 The ultrasonic diagnostic apparatus S according to the embodiment of the present invention includes an ultrasonic diagnostic apparatus main body 1 and an ultrasonic probe 2 as shown in FIGS. 1 and 2. The ultrasonic probe 2 transmits ultrasonic waves (transmitted ultrasonic waves) to a subject such as a living body (not shown) and receives reflected waves (reflected ultrasonic waves: echoes) reflected by the subject. To do. The ultrasonic diagnostic apparatus main body 1 is connected to the ultrasonic probe 2 via a cable 3, and transmits an electric signal drive signal to the ultrasonic probe 2, so that the ultrasonic probe 2 is attached to the subject. On the other hand, based on the received signal, which is an electrical signal generated by the ultrasonic probe 2 in response to the reflected ultrasonic wave from the inside of the subject received by the ultrasonic probe 2 while transmitting the transmission ultrasonic wave. The internal state in the subject is imaged as an ultrasound image.
超音波探触子２は、圧電素子からなる振動子２ａを備えており、この振動子２ａは、例えば、方位方向（走査方向あるいは上下方向）に一次元アレイ状に複数配列されている。本実施の形態では、０ｃｈ〜１９１ｃｈからなる１９２個の振動子２ａを備えた超音波探触子２を用いている。なお、振動子２ａは、二次元アレイ状に配列されたものであってもよい。また、振動子２ａの個数は、複数であれば任意に設定することができる。また、本実施の形態では、超音波探触子２について、リニア電子スキャンプローブを採用したが、電子走査方式あるいは機械走査方式の何れを採用してもよく、また、リニア走査方式、セクタ走査方式あるいはコンベックス走査方式の何れの方式を採用することもできる。 The ultrasonic probe 2 includes a transducer 2a made of a piezoelectric element. For example, a plurality of the transducers 2a are arranged in a one-dimensional array in the azimuth direction (scanning direction or vertical direction). In the present embodiment, an ultrasonic probe 2 including 192 transducers 2a including 0ch to 191ch is used. Note that the vibrators 2a may be arranged in a two-dimensional array. Further, the number of the vibrators 2a can be arbitrarily set as long as it is plural. In this embodiment, a linear electronic scan probe is used for the ultrasound probe 2, but either an electronic scanning method or a mechanical scanning method may be used, and a linear scanning method or a sector scanning method may be used. Alternatively, any method of the convex scanning method can be adopted.
超音波診断装置本体１は、例えば、図２に示すように、操作入力部１１と、送信部１２と、受信部１３と、画像生成部１４と、メモリ部１５と、ＤＳＣ（Digital Scan Converter）１６と、表示部１７と、制御部１８とを備えて構成されている。 For example, as shown in FIG. 2, the ultrasonic diagnostic apparatus main body 1 includes an operation input unit 11, a transmission unit 12, a reception unit 13, an image generation unit 14, a memory unit 15, and a DSC (Digital Scan Converter). 16, a display unit 17, and a control unit 18.
操作入力部１１は、例えば、診断開始を指示するコマンドや被検体の個人情報等のデータの入力などを行うための各種スイッチ、ボタン、トラックボール、マウス、キーボード等を備えており、操作信号を制御部１８に出力する。 The operation input unit 11 includes, for example, various switches, buttons, a trackball, a mouse, a keyboard, and the like for inputting data such as a command to start diagnosis and personal information of a subject, and the like. Output to the control unit 18.
送信部１２は、制御部１８の制御に従って、超音波探触子２にケーブル３を介して電気信号である駆動信号を供給して超音波探触子２に送信超音波を発生させる回路である。また、送信部１２は、例えば、クロック発生回路、遅延回路、パルス発生回路を備えている。クロック発生回路は、駆動信号の送信タイミングや送信周波数を決定するクロック信号を発生させる回路である。遅延回路は、駆動信号の送信タイミングを振動子２ａ毎に対応した個別経路毎に遅延時間を設定し、設定された遅延時間だけ駆動信号の送信を遅延させて送信超音波によって構成される送信ビームの集束を行うための回路である。パルス発生回路は、所定の周期で駆動信号としてのパルス信号を発生させるための回路である。
このように構成された送信部１２は、制御部１８の制御に従って、駆動信号を供給する複数の振動子２ａを、超音波の送受信毎に所定数ずらしながら順次切り替える。そして、送信部１２は、出力の選択された複数の振動子２ａに対して駆動信号を供給する。
The transmission unit 12 is a circuit that supplies a drive signal, which is an electrical signal, to the ultrasonic probe 2 via the cable 3 under the control of the control unit 18 to generate transmission ultrasonic waves in the ultrasonic probe 2. . The transmission unit 12 includes, for example, a clock generation circuit, a delay circuit, and a pulse generation circuit. The clock generation circuit is a circuit that generates a clock signal that determines the transmission timing and transmission frequency of the drive signal. The delay circuit sets a transmission signal transmission timing for each individual path corresponding to each transducer 2a, delays transmission of the drive signal by the set delay time, and is a transmission beam constituted by transmission ultrasonic waves. This is a circuit for performing focusing. The pulse generation circuit is a circuit for generating a pulse signal as a drive signal at a predetermined cycle.
The transmission unit 12 configured in this manner sequentially switches the plurality of transducers 2a that supply the drive signal while shifting a predetermined number for each transmission / reception of ultrasonic waves under the control of the control unit 18. Then, the transmission unit 12 supplies a drive signal to the plurality of transducers 2a selected for output.
受信部１３は、制御部１８の制御に従って、超音波探触子２からケーブル３を介して電気信号である受信信号を受信する回路である。受信部１３は、例えば、図３に示すように、増幅器１３１、Ａ／Ｄ（Analog/Digital）変換部１３２、音線データメモリ１３３、本音線生成用遅延アドレス計算部１３４、擬似音線生成用遅延アドレス計算部１３５及び整相加算部１３６を備えている。 The receiving unit 13 is a circuit that receives a reception signal that is an electrical signal from the ultrasonic probe 2 via the cable 3 under the control of the control unit 18. For example, as shown in FIG. 3, the reception unit 13 includes an amplifier 131, an A / D (Analog / Digital) conversion unit 132, a sound ray data memory 133, a main ray generation delay address calculation unit 134, and a pseudo sound ray generation unit. A delay address calculation unit 135 and a phasing addition unit 136 are provided.
増幅器１３１は、受信信号を、振動子２ａ毎に対応した個別経路毎に、予め設定された所定の増幅率で増幅させるための回路である。Ａ／Ｄ変換部１３２は、増幅された受信信号を所定周波数（例えば、６０ＭＨｚ）でサンプリングしてＡ／Ｄ変換するための回路である。 The amplifier 131 is a circuit for amplifying the received signal at a predetermined amplification factor set in advance for each individual path corresponding to each transducer 2a. The A / D converter 132 is a circuit for sampling the amplified received signal at a predetermined frequency (for example, 60 MHz) and A / D-converting it.
音線データメモリ１３３は、図４に示すように、少なくとも出力した超音波の受信を行う振動子２ａ毎に対応した複数チャンネルの記憶領域を有し、チャンネル毎にアドレス「００００番地」から「ｎ番地」を有している。音線データメモリ１３３は、Ａ／Ｄ変換された受信データをアドレスに従って順次記憶することにより、時系列的に記憶することができる。 As shown in FIG. 4, the sound ray data memory 133 has a storage area of a plurality of channels corresponding to each transducer 2a that receives at least the output ultrasonic wave, and addresses “0000” to “n” for each channel. Address ". The sound ray data memory 133 can store time-sequentially by sequentially storing the received data subjected to A / D conversion in accordance with addresses.
本音線生成用遅延アドレス計算部１３４は、送信超音波の出力時における送信ビームの中心と音線中心とが同一となるように各チャンネルの記憶領域毎の遅延時間を算出する。すなわち、本音線生成用遅延アドレス計算部１３４は、送信ビームの中心となる超音波を出力する振動子に対応するチャンネルの記憶領域が遅延時間算出の基準となるように設定する。そして、本音線生成用遅延アドレス計算部１３４は、基準となるチャンネルの周囲のチャンネルの記憶領域に対する遅延時間を、基準となるチャンネルの記憶領域から離れるにつれて大きくなるように算出する。具体的には、例えば、１度の送信超音波の出力時において、０ｃｈ〜６３ｃｈの６４個の振動子２ａからそれぞれ超音波を出力する場合、送信ビームの中心となる超音波を出力する振動子２ａは、３１ｃｈ及び３２ｃｈとなる。本音線生成用遅延アドレス計算部１３４は、３１ｃｈ及び３２ｃｈの振動子２ａにそれぞれ対応するチャンネルの記憶領域を遅延時間算出の基準に設定する。そして、本音線生成用遅延アドレス計算部１３４は、３１ｃｈの振動子２ａに対応するチャンネルの記憶領域から０ｃｈの振動子２ａに対応するチャンネルの記憶領域に向けて離れるにつれて、及び、３２ｃｈの振動子２ａに対応するチャンネルの記憶領域から６３ｃｈの振動子２ａに対応するチャンネルの記憶領域に向けて離れるにつれて、遅延時間が大きくなるように、各チャンネルの記憶領域に対する遅延時間を算出する。なお、各チャンネルの記憶領域の遅延時間は、基準となる振動子２ａからのフォーカス点までの深度に基づき算出される。本音線生成用遅延アドレス計算部１３４は、以上のようにして算出されたチャンネル毎の遅延時間に応じて、チャンネル毎の読み出し開始アドレスを特定する。そして、本音線生成用遅延アドレス計算部１３４は、特定したアドレスに対してコントロール信号を出力し、当該アドレス以降に格納された受信データを順次整相加算部１３６に出力させる。 The sound ray generation delay address calculation unit 134 calculates a delay time for each storage area of each channel so that the center of the transmission beam and the sound ray center at the time of outputting the transmission ultrasonic wave are the same. In other words, the main line generation delay address calculation unit 134 sets the storage area of the channel corresponding to the transducer that outputs the ultrasonic wave that is the center of the transmission beam as a reference for calculating the delay time. Then, the main line generation delay address calculation unit 134 calculates the delay time with respect to the storage area of the channel around the reference channel so as to increase as the distance from the storage area of the reference channel increases. Specifically, for example, when outputting ultrasonic waves from 64 transducers 2a of 0ch to 63ch at the time of outputting a single transmission ultrasonic wave, a transducer that outputs an ultrasonic wave that is the center of the transmission beam 2a becomes 31ch and 32ch. The sound ray generation delay address calculation unit 134 sets the storage areas of the channels respectively corresponding to the 31ch and 32ch transducers 2a as a reference for calculating the delay time. Then, the main line generating delay address calculating unit 134 moves away from the storage area of the channel corresponding to the 31ch vibrator 2a toward the storage area of the channel corresponding to the 0ch vibrator 2a and the 32ch vibrator. The delay time for the storage area of each channel is calculated so that the delay time increases as the distance from the storage area of the channel corresponding to 2a increases toward the storage area of the channel corresponding to the 63ch vibrator 2a. The delay time of the storage area of each channel is calculated based on the depth from the reference transducer 2a to the focus point. The sound ray generation delay address calculation unit 134 specifies a read start address for each channel according to the delay time for each channel calculated as described above. Then, the main line generation delay address calculation unit 134 outputs a control signal to the identified address, and causes the phasing addition unit 136 to sequentially output the reception data stored after the address.
擬似音線生成用遅延アドレス計算部１３５は、音線中心が送信超音波の出力時における送信ビームの中心と所定間隔ずれるように、各チャンネルの記憶領域毎の遅延時間を算出する。すなわち、擬似音線生成用遅延アドレス計算部１３５は、本音線生成用遅延アドレス計算部１３４の遅延時間の算出において設定された基準となるチャンネルの記憶領域により特定される音線中心とは所定間隔ずれた音線中心が特定されるように遅延時間算出の基準となるチャンネルの記憶領域を設定する。なお、本実施の形態では、音線中心が、送信ビームの中心よりも振動子２ａのピッチの０．５個分ずれた位置となるようにしている。そして、擬似音線生成用遅延アドレス計算部１３５は、基準となるチャンネルの周囲のチャンネルの記憶領域に対応する遅延時間を、基準となるチャンネルの記憶領域から離れるにつれて大きくなるように算出する。具体的には、例えば、１度の送信超音波の出力時において、０ｃｈ〜６３ｃｈの６４個の振動子２ａからそれぞれ超音波を出力する場合、送信ビームの中心となる超音波を出力する振動子２ａは、３１ｃｈ及び３２ｃｈとなる。すなわち、送信ビームの中心は、３１ｃｈ及び３２ｃｈの各振動子２ａの間となる。擬似音線生成用遅延アドレス計算部１３５は、送信ビームの中心とは振動子２ａのピッチの０．５個分手前側にずれた、３１ｃｈの振動子２ａの中央が音線中心となるように遅延時間算出の基準となるチャンネルの記憶領域を設定する。すなわち、擬似音線生成用遅延アドレス計算部１３５は、音線中心を構成する３１ｃｈの振動子２ａに対応するチャンネルの記憶領域を遅延時間算出の基準に設定する。そして、擬似音線生成用遅延アドレス計算部１３５は、３１ｃｈの振動子２ａに対応するチャンネルの記憶領域から０ｃｈの振動子２ａに対応するチャンネルの記憶領域に向けて離れるにつれて、及び、３１ｃｈの振動子２ａに対応するチャンネルの記憶領域から６２ｃｈの振動子２ａに対応するチャンネルの記憶領域に向けて離れるにつれて、遅延時間が大きくなるように、各チャンネルの記憶領域に対する遅延時間を算出する。擬似音線生成用遅延アドレス計算部１３５は、以上のようにして算出されたチャンネル毎の遅延時間に応じて、チャンネル毎の読み出し開始アドレスを特定する。そして、擬似音線生成用遅延アドレス計算部１３５は、特定したアドレスに対してコントロール信号を出力し、当該アドレス以降に格納された受信データを順次整相加算部１３６に出力させる。 The pseudo sound ray generation delay address calculation unit 135 calculates a delay time for each storage area of each channel so that the sound ray center is shifted from the center of the transmission beam at the time of transmission ultrasonic wave output by a predetermined interval. That is, the pseudo sound ray generation delay address calculation unit 135 has a predetermined interval from the sound ray center specified by the storage area of the reference channel set in the calculation of the delay time of the main sound ray generation delay address calculation unit 134. A channel storage area serving as a reference for calculating the delay time is set so that the shifted sound ray center is specified. In the present embodiment, the center of the sound ray is shifted from the center of the transmission beam by 0.5 pitches of the transducer 2a. The pseudo sound ray generation delay address calculation unit 135 calculates the delay time corresponding to the storage area of the channel around the reference channel so as to increase as the distance from the storage area of the reference channel increases. Specifically, for example, when outputting ultrasonic waves from 64 transducers 2a of 0ch to 63ch at the time of outputting a single transmission ultrasonic wave, a transducer that outputs an ultrasonic wave that is the center of the transmission beam 2a becomes 31ch and 32ch. That is, the center of the transmission beam is between the 31ch and 32ch transducers 2a. The pseudo sound ray generation delay address calculation unit 135 delays the center of the 31ch transducer 2a, which is shifted from the center of the transmission beam by 0.5 pitches of the transducer 2a, to the sound ray center. A channel storage area is set as a reference for time calculation. In other words, the pseudo sound ray generation delay address calculation unit 135 sets the storage area of the channel corresponding to the 31-ch transducer 2a constituting the sound ray center as a reference for delay time calculation. The pseudo sound ray generation delay address calculation unit 135 then moves away from the storage area of the channel corresponding to the 31ch transducer 2a toward the storage area of the channel corresponding to the 0ch transducer 2a and the 31ch vibration. The delay time with respect to the storage area of each channel is calculated so that the delay time increases as the distance from the storage area of the channel corresponding to the child 2a increases toward the storage area of the channel corresponding to the 62ch vibrator 2a. The pseudo sound ray generation delay address calculation unit 135 specifies a read start address for each channel according to the delay time for each channel calculated as described above. Then, the pseudo-sound ray generation delay address calculation unit 135 outputs a control signal to the specified address, and sequentially causes the phasing addition unit 136 to output the reception data stored after the address.
整相加算部１３６は、音線データメモリ１３３から読み出された受信データを加算して音線データを生成する。具体的には、整相加算部１３６は、図４に示すように、加算器１３６ａ及び加算器１３６ｂを備えている。加算器１３６ａは、本音線生成用遅延アドレス計算部１３４のコントロール信号により出力された、各チャンネルの記憶領域毎の受信データを入力し、入力した受信データを加算し、その結果を本音線データとして出力する。加算器１３６ｂは、擬似音線生成用遅延アドレス計算部１３５のコントロール信号により出力された、各チャンネルの記憶領域毎の受信データを入力し、入力した受信データを加算し、その結果を擬似音線データとして出力する。 The phasing addition unit 136 adds the reception data read from the sound ray data memory 133 to generate sound ray data. Specifically, the phasing addition unit 136 includes an adder 136a and an adder 136b as shown in FIG. The adder 136a inputs the reception data for each storage area of each channel, which is output by the control signal of the main line generation delay address calculation unit 134, adds the input reception data, and uses the result as main line data. Output. The adder 136b receives the reception data for each storage area of each channel, which is output by the control signal of the pseudo sound ray generation delay address calculation unit 135, adds the input reception data, and the result is the pseudo sound ray. Output as data.
画像生成部１４は、図２に示すように、受信部１３からの音線データに対して包絡線検波処理や対数増幅などを実施し、Ｂモード画像データを生成する。Ｂモード画像データは、受信信号の強さを輝度によって表したものである。また、画像生成部１４は、補間音線データ生成部１４１を備え、Ｂモード画像データに変換された本音線データと擬似音線データとの各輝度データを補間して得た補間音線データを生成する。
このようにして生成されたＢモード画像データは、メモリ部１５に送信される。
As shown in FIG. 2, the image generation unit 14 performs envelope detection processing, logarithmic amplification, and the like on the sound ray data from the reception unit 13 to generate B-mode image data. The B-mode image data represents the strength of the received signal by luminance. The image generation unit 14 includes an interpolated sound ray data generation unit 141, and interpolated sound ray data obtained by interpolating the luminance data of the main sound ray data and the pseudo sound ray data converted into the B-mode image data. Generate.
The B-mode image data generated in this way is transmitted to the memory unit 15.
メモリ部１５は、例えば、ＤＲＡＭ（Dynamic Random Access Memory）などの半導体メモリによって構成されており、画像生成部１４から送信されたＢモード画像データをフレーム単位で記憶する。すなわち、フレーム単位により構成された超音波診断画像データとして記憶することができる。そして、記憶された超音波診断画像データは、制御部１８の制御に従って、ＤＳＣ１６に送信される。 The memory unit 15 is configured by a semiconductor memory such as a DRAM (Dynamic Random Access Memory), for example, and stores the B-mode image data transmitted from the image generation unit 14 in units of frames. That is, it can be stored as ultrasonic diagnostic image data configured in units of frames. The stored ultrasonic diagnostic image data is transmitted to the DSC 16 under the control of the control unit 18.
ＤＳＣ１６は、メモリ部１５より受信した超音波診断画像データをテレビジョン信号の走査方式による画像信号に変換し、表示部１７に出力する。 The DSC 16 converts the ultrasonic diagnostic image data received from the memory unit 15 into an image signal based on a television signal scanning method, and outputs the image signal to the display unit 17.
表示部１７は、ＬＣＤ（Liquid Crystal Display）、ＣＲＴ（Cathode-Ray Tube）ディスプレイ、有機ＥＬ（Electronic Luminescence）ディスプレイ、無機ＥＬティスプレイ及びプラズマディスプレイ等の表示装置が適用可能である。表示部１７は、ＤＳＣ１６から出力された画像信号に従って表示画面上に超音波診断画像の表示を行う。なお、表示装置に代えてプリンタ等の印刷装置等を適用してもよい。 The display unit 17 may be a display device such as an LCD (Liquid Crystal Display), a CRT (Cathode-Ray Tube) display, an organic EL (Electronic Luminescence) display, an inorganic EL display, or a plasma display. The display unit 17 displays an ultrasonic diagnostic image on the display screen according to the image signal output from the DSC 16. Note that a printing device such as a printer may be applied instead of the display device.
制御部１８は、例えば、ＣＰＵ（Central Processing Unit）、ＲＯＭ（Read Only Memory）、ＲＡＭ（Random Access Memory）を備えて構成され、ＲＯＭに記憶されているシステムプログラム等の各種処理プログラムを読み出してＲＡＭに展開し、展開したプログラムに従って超音波診断装置Ｓの各部の動作を集中制御する。
ＲＯＭは、半導体等の不揮発メモリ等により構成され、超音波診断装置Ｓに対応するシステムプログラム及び該システムプログラム上で実行可能な各種処理プログラムや、各種データ等を記憶する。これらのプログラムは、コンピュータが読み取り可能なプログラムコードの形態で格納され、ＣＰＵは、当該プログラムコードに従った動作を逐次実行する。
ＲＡＭは、ＣＰＵにより実行される各種プログラム及びこれらプログラムに係るデータを一時的に記憶するワークエリアを形成する。
The control unit 18 includes, for example, a CPU (Central Processing Unit), a ROM (Read Only Memory), and a RAM (Random Access Memory), and reads various processing programs such as a system program stored in the ROM to read the RAM. The operation of each part of the ultrasonic diagnostic apparatus S is centrally controlled according to the developed program.
The ROM is configured by a nonvolatile memory such as a semiconductor, and stores a system program corresponding to the ultrasonic diagnostic apparatus S, various processing programs that can be executed on the system program, various data, and the like. These programs are stored in the form of computer-readable program code, and the CPU sequentially executes operations according to the program code.
The RAM forms a work area for temporarily storing various programs executed by the CPU and data related to these programs.
次に、以上のようにして構成された超音波診断装置Ｓにおいて実行される音線データ生成処理について図５を参照しながら説明する。この音線データ生成処理は、振動子２ａから受信信号が出力されたときに実行される処理である。 Next, sound ray data generation processing executed in the ultrasonic diagnostic apparatus S configured as described above will be described with reference to FIG. This sound ray data generation process is a process executed when a reception signal is output from the transducer 2a.
先ず、制御部１８は、受信部１３によって受信した複数の振動子２ａからの受信信号を上述のようにして受信データに変換する受信信号受信処理を実行する（ステップＳ１０１）。 First, the control unit 18 executes reception signal reception processing for converting reception signals from the plurality of transducers 2a received by the reception unit 13 into reception data as described above (step S101).
次に、制御部１８は、変換された受信データを音線データメモリ１３３に記憶する（ステップＳ１０２）。具体的には、制御部１８は、送信超音波の出力時において駆動の対象となった振動子２ａに対応する受信データを、振動子２ａ毎に対応して音線データメモリ１３３に記憶する。例えば、制御部１８は、送信超音波の出力時において、０ｃｈ〜６３ｃｈの６４個の振動子２ａが駆動された場合には、０ｃｈ〜６３ｃｈの各振動子２ａが受信した超音波から得られた受信データをチャンネル毎に音線データメモリ１３３に記憶する。 Next, the control unit 18 stores the converted reception data in the sound ray data memory 133 (step S102). Specifically, the control unit 18 stores the reception data corresponding to the transducer 2a to be driven when the transmission ultrasonic wave is output in the sound ray data memory 133 corresponding to each transducer 2a. For example, when 64 transducers 2a of 0ch to 63ch are driven at the time of outputting transmission ultrasonic waves, the control unit 18 is obtained from the ultrasonic waves received by the transducers 2a of 0ch to 63ch. The received data is stored in the sound ray data memory 133 for each channel.
次に、制御部１８は、上述したようにして、本音線生成用遅延アドレス計算部１３４によって音線データメモリ１３３における各チャンネルの遅延時間を算出し、受信データの読み出し開始アドレスを特定する（ステップＳ１０３）。 Next, as described above, the control unit 18 calculates the delay time of each channel in the sound ray data memory 133 by the main ray generation delay address calculation unit 134 and specifies the read start address of the received data (step) S103).
そして、制御部１８は、特定したアドレスに対し、それぞれ本音線生成用遅延アドレス計算部１３４によるコントロール信号を出力して受信データを読み出し、加算器１３６ａに出力する（ステップＳ１０４）。 Then, the control unit 18 outputs a control signal from the main line generation delay address calculation unit 134 to the identified address, reads the received data, and outputs the received data to the adder 136a (step S104).
そして、制御部１８は、加算器１３６ａに入力された各受信データを整相加算し、本音線データを得る（ステップＳ１０５）。制御部１８は、取得した本音線データを画像生成部１４に出力する（ステップＳ１０６）。 And the control part 18 carries out the phasing addition of each reception data input into the adder 136a, and obtains a main line data (step S105). The control unit 18 outputs the acquired main ray data to the image generation unit 14 (step S106).
次に、制御部１８は、上述したようにして、擬似音線生成用遅延アドレス計算部１３５によって音線データメモリ１３３における各チャンネルの遅延時間を算出し、受信データの読み出しアドレスを特定する（ステップＳ１０７）。 Next, as described above, the control unit 18 calculates the delay time of each channel in the sound ray data memory 133 by the pseudo sound ray generation delay address calculation unit 135 and specifies the read address of the reception data (step) S107).
そして、制御部１８は、特定したアドレスに対し、それぞれ擬似音線生成用遅延アドレス計算部１３５によるコントロール信号を出力して受信データを読み出し、加算器１３６ｂに出力する（ステップＳ１０８）。 Then, the control unit 18 outputs a control signal from the pseudo sound ray generation delay address calculation unit 135 to the identified address, reads the received data, and outputs the received data to the adder 136b (step S108).
そして、制御部１８は、加算器１３６ｂに入力された各受信データを整相加算し、擬似音線データを得る（ステップＳ１０９）。制御部１８は、取得した擬似音線データを画像生成部１４に出力し（ステップＳ１１０）、この処理を終了する。 And the control part 18 carries out the phasing addition of each reception data input into the adder 136b, and obtains pseudo sound ray data (step S109). The control unit 18 outputs the acquired pseudo sound ray data to the image generation unit 14 (step S110), and ends this process.
次に、画像データ生成処理について図６を参照しながら説明する。この画像データ生成処理は、画像生成部１４に本音線データと擬似音線データとが入力されて、それぞれＢモード画像データに変換されたときに実行される処理である。 Next, image data generation processing will be described with reference to FIG. This image data generation process is a process executed when main sound ray data and pseudo sound ray data are input to the image generation unit 14 and converted into B-mode image data, respectively.
先ず、制御部１８は、本音線データに係数（Ｋ０）を乗じた値を算出する（ステップＳ２０１）。ここで、本音線データに乗じる係数（Ｋ０）は任意に設定することができるが、１／２より大きくするのが好ましい。また、制御部１８は、重み付け比率設定部として機能し、操作入力部１１による操作に応じて、本音線データに乗じる係数（Ｋ０）を可変することができる。係数（Ｋ０）については、例えば、数値の直接入力、診断対象の入力、及び、使用する超音波探触子２の種類（例えば、リニアスキャンプローブ、コンベックススキャンプローブ及びセクタスキャンプローブ等）等に応じて設定することができる。本実施の形態では、１／２＜Ｋ０≦７／８の範囲で係数Ｋ０の設定を行うことができる。 First, the control unit 18 calculates a value obtained by multiplying the main ray data by a coefficient (K0) (step S201). Here, the coefficient (K0) by which the main ray data is multiplied can be arbitrarily set, but is preferably larger than ½. Further, the control unit 18 functions as a weighting ratio setting unit, and can change a coefficient (K0) to be multiplied by the main line data in accordance with an operation by the operation input unit 11. Regarding the coefficient (K0), for example, according to the direct input of numerical values, the input of the diagnosis target, and the type of the ultrasound probe 2 to be used (for example, linear scan probe, convex scan probe, sector scan probe, etc.) Can be set. In the present embodiment, the coefficient K0 can be set in the range of 1/2 <K0 ≦ 7/8.
次に、制御部１８は、擬似音線データに係数（１−Ｋ０）を乗じた値を算出する（ステップＳ２０２）。 Next, the control unit 18 calculates a value obtained by multiplying the pseudo sound ray data by a coefficient (1-K0) (step S202).
そして、制御部１８は、ステップＳ２０１及びステップＳ２０２においてそれぞれ算出された値を加算して補間音線データを生成する（ステップＳ２０３）。
制御部１８は、以上のようにして生成した補間音線データを、本音線データと擬似音線データとの間に挿入される音線データとして、本音線データ及び擬似音線データとともにメモリ部１５に書き込む（ステップＳ２０４）。
And the control part 18 adds the value calculated in step S201 and step S202, respectively, and produces | generates interpolation sound ray data (step S203).
The control unit 18 uses the interpolated sound ray data generated as described above as sound ray data to be inserted between the main sound ray data and the pseudo sound ray data, together with the main sound ray data and the pseudo sound ray data, and the memory unit 15. (Step S204).
制御部１８は、以上の処理を繰り返して、１フレーム分の音線データがメモリ部１５に記憶されると、これを超音波診断画像データとしてＤＳＣ１６に出力する。 When the sound ray data for one frame is stored in the memory unit 15 by repeating the above processing, the control unit 18 outputs this to the DSC 16 as ultrasonic diagnostic image data.
次に、上述のようにして構成された超音波診断装置Ｓによる超音波診断画像データの生成過程について説明する。 Next, a generation process of ultrasonic diagnostic image data by the ultrasonic diagnostic apparatus S configured as described above will be described.
図７は、診断対象Ｍを模式的に表している。診断対象Ｍは、縦１５×横１６の灰色のブロックの中に、８×８ブロックによって構成された白色の反射体Ｒが含まれて構成されている。なお、図７中、縦軸は、受信データのサンプリング間隔によって区切られており、本実施の形態では、サンプリング周波数を６０ＭＨｚとしているので、ブロックの間隔Ｂは、下記式（１）によって求めることができる。なお、診断対象Ｍにおける超音波の速度は１５４０（m/s）とする。
１／６０×１０−６×１５４０×１０３×２≒０．０５１３３（mm）・・・（１）
図７中、診断対象Ｍの上部においてブロック毎に対応して表されている数字は、それぞれ送信ビームの開始ｃｈを示している。送信ビームは、それぞれ６４個の振動子２ａから出力される超音波によって形成される。例えば、送信ビーム開始ｃｈが「０」である送信ビームは、０ｃｈ〜６３ｃｈの６４個の振動子２ａから出力される超音波によって形成され、このときの送信ビームの中心は３１ｃｈ及び３２ｃｈである。また、送信ビーム開始ｃｈが「８」である送信ビームは、８ｃｈ〜７１ｃｈの振動子２ａから出力される超音波によって形成され、このときの送信ビームの中心は３９ｃｈ及び４０ｃｈとなる。本実施の形態では、振動子２ａのピッチを０．３ｍｍとしているため、送信ビームのピッチ及び音線ピッチも０．３ｍｍとなる。また、図７中、Ａにて示された位置は、振動子２ａから２５ｍｍの位置を示している。
FIG. 7 schematically shows the diagnosis target M. The diagnosis target M is configured by including a white reflector R constituted by 8 × 8 blocks in a gray block of 15 × 16 horizontal. In FIG. 7, the vertical axis is divided by the sampling interval of the received data, and in this embodiment, the sampling frequency is 60 MHz. Therefore, the block interval B can be obtained by the following equation (1). it can. Note that the speed of the ultrasonic wave in the diagnosis object M is 1540 (m / s).
1/60 × 10 −6 × 1540 × 10 3 × 2≈0.05133 (mm) (1)
In FIG. 7, the numbers shown corresponding to each block in the upper part of the diagnosis object M indicate the start ch of the transmission beam. Each transmission beam is formed by ultrasonic waves output from 64 transducers 2a. For example, a transmission beam whose transmission beam start ch is “0” is formed by ultrasonic waves output from 64 transducers 2a of 0ch to 63ch, and the centers of the transmission beams at this time are 31ch and 32ch. A transmission beam whose transmission beam start ch is “8” is formed by ultrasonic waves output from the transducers 2a of 8ch to 71ch, and the centers of the transmission beams at this time are 39ch and 40ch. In the present embodiment, since the pitch of the vibrator 2a is 0.3 mm, the pitch of the transmission beam and the sound ray pitch are also 0.3 mm. Further, the position indicated by A in FIG. 7 indicates a position 25 mm from the transducer 2a.
以下、図７中、矢印Ｐにて示された位置を起点とした音線データを生成する過程を一例として説明する。 Hereinafter, the process of generating sound ray data starting from the position indicated by the arrow P in FIG. 7 will be described as an example.
矢印Ｐにて示された位置は、送信ビーム開始ｃｈが「８」であるので、矢印Ｐにて示された位置をスキャンするときにおける送信ビームは、８ｃｈ〜７１ｃｈの振動子２ａによって出力された超音波によって形成されたものとなる。このとき、送信ビームの中心となる超音波を出力する振動子２ａは、図８中、網掛にて示すように、３９ｃｈ及び４０ｃｈの振動子２ａである。 At the position indicated by the arrow P, the transmission beam start ch is “8”. Therefore, the transmission beam when scanning the position indicated by the arrow P is output by the transducer 2a of 8ch to 71ch. It is formed by ultrasonic waves. At this time, the transducer 2a that outputs the ultrasonic wave that becomes the center of the transmission beam is the 39ch and 40ch transducers 2a as shown by the shaded area in FIG.
そして、上述のようにして超音波を出力し、出力された超音波を８ｃｈ〜７１ｃｈの振動子２ａにて受信する。各振動子２ａから出力された受信信号に基づいて生成された受信データは、音線データメモリ１３３に記憶される。なお、図９は、音線データメモリ１３３に記憶された各アドレスのデータを模式的に表している。図９に示すように、３９ｃｈ及び４０ｃｈよりも外側に配置された振動子２ａが反射体Ｒを受信するタイミングは３９ｃｈ及び４０ｃｈの振動子２ａよりも遅く、３９ｃｈ及び４０ｃｈの振動子２ａよりも振動子２ａの位置が外側となるほど遅延量が大きくなっている。これは、フォーカス点、すなわち、矢印Ｐにて示された位置からの距離が振動子２ａ毎に異なっているからである。 And an ultrasonic wave is output as mentioned above, and the output ultrasonic wave is received by the vibrator 2a of 8ch-71ch. The reception data generated based on the reception signal output from each transducer 2a is stored in the sound ray data memory 133. FIG. 9 schematically shows data at each address stored in the sound ray data memory 133. As shown in FIG. 9, the timing at which the vibrator 2a arranged outside the 39ch and 40ch receives the reflector R is later than the 39ch and 40ch vibrator 2a and vibrates more than the 39ch and 40ch vibrator 2a. The amount of delay increases as the position of the child 2a increases. This is because the distance from the focus point, that is, the position indicated by the arrow P, differs for each transducer 2a.
そして、本音線生成用遅延アドレス計算部１３４により音線データメモリ１３３における各チャンネルの遅延時間が算出される。すなわち、３９ｃｈの振動子２ａに対応するチャンネル及び４０ｃｈの振動子２ａに対応するチャンネルの遅延時間を０とし、これを中心として対称をなすように８ｃｈ〜７１ｃｈの振動子２ａにそれぞれ対応する各チャンネルの遅延時間が算出される。そして、算出された遅延時間から遅延サンプル数を求める。８ｃｈ〜７１ｃｈの振動子２ａにそれぞれ対応する各チャンネルの遅延サンプル数は、図８中、「本音線遅延量」における各欄の数値にて示される。そして、この遅延サンプル数に従って、読み出し開始アドレスを特定する。図７中、矢印Ｐに対応するアドレスは、図９中、丸印によって示される位置となる。そして、各チャンネルから読み出し開始アドレス以降に格納された各受信データを順次読み出し、これらを整相加算して本音線データを生成する。なお、本音線データの音線中心は、図９中、Ｃ１にて示される。 Then, a delay time of each channel in the sound ray data memory 133 is calculated by the delay address calculation unit 134 for generating the sound ray. That is, the delay time of the channel corresponding to the 39ch vibrator 2a and the channel corresponding to the 40ch vibrator 2a is set to 0, and each channel corresponding to each of the 8ch to 71ch vibrators 2a so as to be symmetric about this. The delay time is calculated. Then, the number of delay samples is obtained from the calculated delay time. The number of delay samples of each channel corresponding to each of the 8ch to 71ch transducers 2a is indicated by a numerical value in each column in "main line delay amount" in FIG. Then, the read start address is specified according to the number of delay samples. In FIG. 7, the address corresponding to the arrow P is a position indicated by a circle in FIG. Then, each reception data stored after the read start address is sequentially read out from each channel, and these are phased and added to generate main line data. The sound ray center of the main ray data is indicated by C1 in FIG.
以上のようにして本音線データのみによって１フレーム分の超音波診断画像データを生成した場合、図１０に示すような超音波診断画像Ｉ１を表示することができる。すなわち、図７に示される診断対象Ｍが良好に再現された超音波診断画像を表示することができる。しかしながら、１フレームにおける音線データの数が少ないため、この超音波診断画像Ｉ１における方位分解能は低い。 When ultrasonic diagnostic image data for one frame is generated using only the main ray data as described above, an ultrasonic diagnostic image I1 as shown in FIG. 10 can be displayed. That is, it is possible to display an ultrasonic diagnostic image in which the diagnostic object M shown in FIG. However, since the number of sound ray data in one frame is small, the azimuth resolution in this ultrasonic diagnostic image I1 is low.
そこで、本実施の形態では、方位分解能を向上させるため、８ｃｈ〜７１ｃｈの振動子２ａにて受信した超音波に基づいて取得された受信データを用いて、音線中心が本音線データとは異なる擬似音線データを生成する。本音線データよりも１チャンネル少ないチャンネル数によって遅延時間を算出することにより、音線中心を本音線データからずらすようにしている。 Therefore, in the present embodiment, in order to improve the azimuth resolution, the center of the sound ray is different from the main ray data by using the reception data acquired based on the ultrasonic wave received by the transducer 2a of 8ch to 71ch. Generate pseudo sound ray data. The center of the sound ray is shifted from the main sound ray data by calculating the delay time by the number of channels one channel less than the main sound ray data.
先ず、擬似音線生成用遅延アドレス計算部１３５により音線データメモリ１３３における各チャンネルの遅延時間が算出される。この場合、３９ｃｈの振動子２ａに対応するチャンネルの遅延時間を０とし、これを中心として対称をなすように８ｃｈ〜７０ｃｈの振動子２ａにそれぞれ対応する各チャンネルの遅延時間が算出される。そして、算出された遅延時間から遅延サンプル数を求める。８ｃｈ〜７０ｃｈの振動子２ａにそれぞれ対応する各チャンネルの遅延サンプル数は、図８中、「擬似音線遅延量」における各欄の数値にて示される。図８に示すように、「擬似音線遅延量」の各欄に示される遅延サンプル数は「本音線遅延量」の各欄に示される遅延サンプル数とは異なっている。そして、この遅延サンプル数に従って、読み出し開始アドレスを特定する。図７中、矢印Ｐに対応するアドレスは、図９中、三角印によって示される位置となる。そして、各チャンネルから読み出し開始アドレス以降に格納された各受信データを順次読み出し、これらを整相加算して擬似音線データを生成する。なお、擬似音線データの音線中心は、図９中、Ｃ２にて示され、本音線データの音線中心Ｃ１とは１／２チャンネル分ずれていることがわかる。すなわち、擬似音線データの音線中心が、本音線データの音線中心よりも振動子２ａのピッチの０．５個分ずれた位置となっていることがわかる。 First, the pseudo sound ray generation delay address calculation unit 135 calculates the delay time of each channel in the sound ray data memory 133. In this case, the delay time of the channel corresponding to the 39ch transducer 2a is set to 0, and the delay time of each channel corresponding to each of the 8ch to 70ch transducer 2a is calculated so as to be symmetrical. Then, the number of delay samples is obtained from the calculated delay time. The number of delay samples of each channel corresponding to each of the 8ch to 70ch transducers 2a is indicated by a numerical value in each column of "pseudo sound ray delay amount" in FIG. As shown in FIG. 8, the number of delay samples shown in each column of “pseudo sound ray delay amount” is different from the number of delay samples shown in each column of “main sound ray delay amount”. Then, the read start address is specified according to the number of delay samples. In FIG. 7, the address corresponding to the arrow P is a position indicated by a triangle mark in FIG. Then, each received data stored after the read start address is sequentially read from each channel, and these are phased and added to generate pseudo sound ray data. The sound ray center of the pseudo sound ray data is indicated by C2 in FIG. 9, and it can be seen that the sound ray center is shifted by 1/2 channel from the sound ray center C1 of the main sound ray data. That is, it can be seen that the sound ray center of the pseudo sound ray data is shifted from the sound ray center of the main sound ray data by 0.5 pitches of the transducer 2a.
以上のようにして本音線データに加えて擬似音線データを生成することができる。そして、このような本音線データと擬似音線データとによって１フレーム分の超音波画像データを生成した場合、図１１に示すような超音波診断画像Ｉ２が表示されることとなる。なお、図１１中、超音波診断画像Ｉ２の上部に表示される符号は、それぞれ音線データの音線中心位置を示しており、例えば、図７中、送信ビームの中心位置「８」に対応する本音線データは、図１１中、「８」にて示され、擬似音線データは、「８ａ」にて示される。そして、図７において示される矢印Ｐに対応する擬似音線データ「８ａ」における画像は、図９において三角印にて示すように、読み出される受信データが、白色のデータだけでなく、灰色のデータも含まれるため、本音線データ「８」における画像とは輝度が異なる。そのため、このような擬似音線データを本音線データとともに表示すると、音線数が増加するので方位分解能は向上するが、図１１に示すように、白と灰の境界付近や灰と黒の境界付近等、輝度差の生じる部分において櫛状のアーチファクトが生じた画像が表示されることとなる。このように、擬似音線データを生成して音線数を増やすほど、方位分解能は向上するが、それだけアーチファクトが顕著となって表れてしまい、正確な診断を行うことが困難となってしまう。この現象は、セクタスキャン方式やコンベックススキャン方式等を適用して曲座標変換を行う超音波診断装置に比べ、リニアスキャン方式による超音波診断装置ではより顕著に表れる。 As described above, pseudo sound ray data can be generated in addition to the main sound ray data. Then, when ultrasonic image data for one frame is generated from such main ray data and pseudo ray data, an ultrasonic diagnostic image I2 as shown in FIG. 11 is displayed. In FIG. 11, the symbols displayed at the top of the ultrasound diagnostic image I2 indicate the sound ray center position of the sound ray data, for example, corresponding to the center position “8” of the transmission beam in FIG. The real sound ray data to be displayed is indicated by “8” in FIG. 11, and the pseudo sound ray data is indicated by “8a”. Then, in the pseudo sound ray data “8a” corresponding to the arrow P shown in FIG. 7, the received data to be read is not only white data but also gray data as shown by a triangle mark in FIG. 9. Therefore, the brightness is different from the image in the main ray data “8”. For this reason, when such pseudo ray data is displayed together with the main ray data, the number of rays is increased, so that the azimuth resolution is improved. However, as shown in FIG. An image in which comb-like artifacts are generated is displayed in a portion where a luminance difference occurs, such as in the vicinity. As described above, as the number of sound rays is increased by generating pseudo sound ray data, the azimuth resolution is improved. However, artifacts appear so much that it is difficult to perform an accurate diagnosis. This phenomenon appears more prominently in the ultrasonic diagnostic apparatus using the linear scan method than in the ultrasonic diagnostic apparatus that performs the music coordinate conversion by applying the sector scan method or the convex scan method.
そこで、本実施の形態では、擬似音線データを生成した上で、この擬似音線データと本音線データとで補間を行い、これによって生成された補間音線データを挿入して超音波診断画像データを生成するようにしている。以下、この補間音線データの生成要領について図１２を参照しながら説明する。図１２は、図１１中、破線にて囲まれた領域Ｄの部分を拡大した音線データを示している。 Therefore, in the present embodiment, after generating pseudo sound ray data, interpolation is performed between the pseudo sound ray data and the main sound ray data, and the generated interpolated sound ray data is inserted to obtain an ultrasonic diagnostic image. The data is generated. The procedure for generating the interpolated sound ray data will be described below with reference to FIG. FIG. 12 shows the sound ray data obtained by enlarging the area D surrounded by the broken line in FIG.
図１２に示すように、領域Ｄは、図１２（Ａ）に示されるように構成されている。すなわち、領域Ｄにおける本音線データ「１０」は、輝度が１２５である画像データａと、輝度が２５０である画像データｂとから構成されている。また、領域Ｄにおける擬似音線データ「１０ａ」は、輝度が１３２である画像データｃと、輝度が１７４である画像データｄと、輝度が２０５である画像データｅと、輝度が２４１である画像データｆと、輝度が２５５である画像データｇとから構成されている。 As shown in FIG. 12, the region D is configured as shown in FIG. That is, the main line data “10” in the region D is composed of image data a having a luminance of 125 and image data b having a luminance of 250. Further, the pseudo sound ray data “10a” in the region D includes image data c having a luminance of 132, image data d having a luminance of 174, image data e having a luminance of 205, and an image having a luminance of 241. It is composed of data f and image data g having a luminance of 255.
このように構成された本音線データ「１０」及び擬似音線データ「１０ａ」から、従来実施されていた線形補間によって補間音線データを生成すると、図１２（Ｂ）に示されるようになる。すなわち、領域Ｄにおいて生成される補間音線データ「１０ｂ」は、本音線データ「１０」の画像データａの輝度と、擬似音線データ「１０ａ」の画像データｃの輝度とで線形補間して生成された輝度が１２９である補間画像データｈ１と、本音線データ「１０」の画像データａの輝度と、擬似音線データ「１０ａ」の画像データｄの輝度とで線形補間して生成された輝度が１５０である補間画像データｉ１と、本音線データ「１０」の画像データｂの輝度と、擬似音線データ「１０ａ」の画像データｅの輝度とで線形補間して生成された輝度が２２８である補間画像データｊ１と、本音線データ「１０」の画像データｂの輝度と、擬似音線データ「１０ａ」の画像データｆの輝度とで線形補間して生成された輝度が２４６である補間画像データｋ１と、本音線データ「１０」の画像データｂの輝度と、擬似音線データ「１０ａ」の画像データｇの輝度とで線形補間して生成された輝度が２５３である補間画像データｌ１とによって構成される。 When the interpolated sound ray data is generated from the main sound ray data “10” and the pseudo sound ray data “10a” thus configured by the linear interpolation that has been conventionally performed, the result is as shown in FIG. That is, the interpolated sound ray data “10b” generated in the region D is linearly interpolated between the luminance of the image data a of the main sound ray data “10” and the luminance of the image data c of the pseudo sound ray data “10a”. The generated interpolated image data h 1 having a luminance of 129, the luminance of the image data a of the main sound ray data “10”, and the luminance of the image data d of the pseudo sound ray data “10a” are generated by linear interpolation. Luminance generated by linear interpolation between the interpolated image data i 1 having the luminance of 150, the luminance of the image data b of the main sound ray data “10”, and the luminance of the image data e of the pseudo sound ray data “10a” The luminance generated by linear interpolation between the luminance of the interpolated image data j 1 having the value 228, the luminance of the image data b of the main sound ray data “10”, and the luminance of the image data f of the pseudo sound ray data “10a” is 246. Interpolated image that is And over data k 1, image and luminance data b, the pseudo scan line data "10a" image data g interpolated image data luminance intensity generated by linear interpolation in that it is 253 in the real intention line data "10" l 1 .
このようにして補間音線データが生成された超音波診断画像では、擬似音線データの影響を大きく受け、アーチファクトが強調されてしまう。そこで、本実施の形態では、本音線データに対する重み付けを大きくして、本音線データと擬似音線データとを補間して得た補間音線データを生成するようにしている。なお、本実施の形態では、図１２（Ｃ）に示すように、本音線データと擬似音線データとの重み比率を３：１にして補間音線データを生成するようにしている。すなわち、領域Ｄにおいて生成される補間音線データ「１０ｃ」は、本音線データ「１０」の画像データａの輝度と、擬似音線データ「１０ａ」の画像データｃの輝度とで重み付け補間して生成された輝度が１２７である補間画像データｈ２と、本音線データ「１０」の画像データａの輝度と、擬似音線データ「１０ａ」の画像データｄの輝度とで重み付け補間して生成された輝度が１３８である補間画像データｉ２と、本音線データ「１０」の画像データｂの輝度と、擬似音線データ「１０ａ」の画像データｅの輝度とで重み付け補間して生成された輝度が２３９である補間画像データｊ２と、本音線データ「１０」の画像データｂの輝度と、擬似音線データ「１０ａ」の画像データｆの輝度とで重み付け補間して生成された輝度が２４８である補間画像データｋ２と、本音線データ「１０」の画像データｂの輝度と、擬似音線データ「１０ａ」の画像データｇの輝度とで重み付け補間して生成された輝度が２５２である補間画像データｌ２とによって構成される。 The ultrasonic diagnostic image in which the interpolated sound ray data is generated in this way is greatly influenced by the pseudo sound ray data, and the artifact is emphasized. Therefore, in the present embodiment, the weighting of the main sound ray data is increased, and interpolated sound ray data obtained by interpolating the main sound ray data and the pseudo sound ray data is generated. In this embodiment, as shown in FIG. 12C, the interpolated sound ray data is generated with the weight ratio of the main sound ray data and the pseudo sound ray data set to 3: 1. That is, the interpolated sound ray data “10c” generated in the region D is weighted and interpolated with the luminance of the image data a of the main sound ray data “10” and the luminance of the image data c of the pseudo sound ray data “10a”. The generated interpolated image data h 2 having a luminance of 127, the luminance of the image data a of the main sound ray data “10”, and the luminance of the image data d of the pseudo sound ray data “10a” are generated by weighted interpolation. Luminance generated by weighted interpolation with the interpolated image data i 2 having the luminance of 138, the luminance of the image data b of the main sound ray data “10”, and the luminance of the image data e of the pseudo sound ray data “10a” and interpolated image data j 2 but is 239, the luminance of the image data b real intention line data "10", the luminance generated by weighting interpolation between the luminance of the image data f of the pseudo scan line data "10a" is 24 And interpolated image data k 2 is the luminance of the image data b, the luminance generated by weighting interpolation between the luminance of the image data g of the pseudo scan line data "10a" is a 252 real intention line data "10" It constituted by the interpolated image data l 2.
以上のようにして重み付け補間をして補間音線データを生成した結果、従来の画像に比べてアーチファクトが低減された超音波診断画像を表示することができるようになる。この効果は、リニアスキャン方式による超音波診断装置に対して特に有効であるが、セクタスキャン方式やコンベックススキャン方式等、放射状に音線データを取得する超音波診断装置に対しても有効である。 As a result of generating weighted interpolation and generating interpolated sound ray data as described above, it is possible to display an ultrasonic diagnostic image in which artifacts are reduced compared to a conventional image. This effect is particularly effective for an ultrasonic diagnostic apparatus using a linear scan method, but is also effective for an ultrasonic diagnostic apparatus that acquires sound ray data radially, such as a sector scan method or a convex scan method.
以上説明したように、本発明の実施の形態によれば、超音波探触子２は、駆動信号によって被検体に向けて送信超音波を出力するとともに、被検体からの反射超音波を受信することにより受信信号を出力する複数の振動子２ａを備える。そして、受信部１３は、複数の振動子から出力される受信信号を受信する。そして、整相加算部１３６は、音線中心が送信超音波によって形成される出力ビームの出力中心と同じ位置となるように受信信号を整相加算して本音線データを取得する。そして、整相加算部１３６は、音線中心が出力ビームの出力中心とは所定距離ずれた位置となるように受信信号を整相加算して擬似音線データを取得する。そして、補間音線データ生成部１４１は、本音線データと、擬似音線データとを重み付け補間して補間音線データを生成する。そして、制御部１８は、本音線データと、擬似音線データと、補間音線データとに基づいて被検体内の超音波診断画像データを生成する。その結果、方位分解能を高めるとともに、アーチファクトの抑制された良好な超音波画像を生成することができる。また、本実施の形態によれば、リニアスキャン方式の他、セクタスキャン方式やコンベックススキャン方式等、さまざまなスキャン方式に適用しても同様の効果を得ることができるので、汎用性に優れたものとなる。 As described above, according to the embodiment of the present invention, the ultrasonic probe 2 outputs a transmission ultrasonic wave toward the subject by the drive signal and receives a reflected ultrasonic wave from the subject. Thus, a plurality of vibrators 2a for outputting a reception signal are provided. The receiving unit 13 receives reception signals output from the plurality of transducers. Then, the phasing addition unit 136 acquires the main sound line data by phasing and adding the reception signals so that the sound ray center is located at the same position as the output center of the output beam formed by the transmission ultrasonic wave. Then, the phasing addition unit 136 obtains pseudo sound ray data by phasing and adding the received signals so that the sound ray center is located at a position shifted by a predetermined distance from the output center of the output beam. Then, the interpolated sound ray data generation unit 141 generates interpolated sound ray data by performing weighted interpolation between the main sound ray data and the pseudo sound ray data. Then, the control unit 18 generates ultrasonic diagnostic image data in the subject based on the main sound ray data, the pseudo sound ray data, and the interpolated sound ray data. As a result, it is possible to increase the azimuth resolution and generate a good ultrasonic image in which artifacts are suppressed. Further, according to the present embodiment, the same effect can be obtained even when applied to various scanning methods such as the sector scanning method and the convex scanning method in addition to the linear scanning method, so that it has excellent versatility. It becomes.
また、本発明の実施の形態によれば、制御部１８は、補間音線データ生成部１４１が補間音線データを生成するときにおける重み付け比率を可変する。その結果、超音波診断画像データを取得する条件やユーザの趣向等に応じて重み付け比率を変更することができるので、より適切な診断を行うことができるようになる。 Further, according to the embodiment of the present invention, the control unit 18 varies the weighting ratio when the interpolated sound ray data generating unit 141 generates the interpolated sound ray data. As a result, the weighting ratio can be changed according to the conditions for acquiring the ultrasound diagnostic image data, the user's preference, and the like, so that a more appropriate diagnosis can be performed.
なお、本発明の実施の形態における記述は、本発明に係る超音波診断装置の一例であり、これに限定されるものではない。超音波診断装置を構成する各機能部の細部構成及び細部動作に関しても適宜変更可能である。 The description in the embodiment of the present invention is an example of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the present invention, and the present invention is not limited to this. The detailed configuration and detailed operation of each functional unit constituting the ultrasonic diagnostic apparatus can be appropriately changed.
また、本実施の形態では、重み付け比率を変更できるものとしたが、重み付け比率が固定的に設定されたものであってもよい。 In this embodiment, the weighting ratio can be changed. However, the weighting ratio may be fixedly set.
また、本実施の形態では、一の本音線データに対し、擬似音線データ及び補間音線データをそれぞれ一ずつ生成するようにしたが、一の本音線データに対し、擬似音線データ及び補間音線データを複数生成するようにしてもよい。 In the present embodiment, pseudo sound ray data and interpolated sound ray data are generated one by one for one main sound ray data, but pseudo sound ray data and interpolation for one real sound ray data. A plurality of sound ray data may be generated.
また、本実施の形態では、本発明に係るプログラムのコンピュータ読み取り可能な媒体としてハードディスクや半導体の不揮発性メモリ等を使用した例を開示したが、この例に限定されない。その他のコンピュータ読み取り可能な媒体として、ＣＤ−ＲＯＭ等の可搬型記録媒体を適用することが可能である。また、本発明に係るプログラムのデータを通信回線を介して提供する媒体として、キャリアウェーブ（搬送波）も適用される。 In the present embodiment, an example in which a hard disk, a semiconductor nonvolatile memory, or the like is used as a computer-readable medium for the program according to the present invention is disclosed, but the present invention is not limited to this example. As another computer-readable medium, a portable recording medium such as a CD-ROM can be applied. A carrier wave is also used as a medium for providing program data according to the present invention via a communication line.
Ｓ 超音波診断装置
１ 超音波診断装置本体
２ 超音波探触子
２ａ 振動子
１３ 受信部
１３６ 整相加算部
１４ 画像生成部
１４１ 補間音線データ生成部
１８ 制御部
DESCRIPTION OF SYMBOLS S Ultrasonic diagnostic apparatus 1 Ultrasonic diagnostic apparatus main body 2 Ultrasonic probe 2a Transducer 13 Receiving part 136 Phased addition part 14 Image generation part 141 Interpolated sound ray data generation part 18 Control part
Claims (4)
前記複数の振動子から出力される受信信号を受信する受信部と、
音線中心が送信超音波によって形成される出力ビームの出力中心と同じ位置となるように受信信号を整相加算して第１の音線データを取得し、音線中心が前記出力ビームの出力中心とは所定距離ずれた位置となるように前記受信信号を整相加算して第２の音線データを取得する整相加算部と、
前記第１の音線データと、前記第２の音線データとを重み付け補間して補間音線データを生成する補間データ生成部と、
前記第１の音線データと、前記第２の音線データと、前記補間音線データとに基づいて前記被検体内の超音波診断画像データを生成する画像処理部と、
を備えたことを特徴とする超音波診断装置。 An ultrasonic probe including a plurality of transducers arranged in parallel to output a transmission ultrasonic wave toward a subject by a drive signal and output a reception signal by receiving a reflected ultrasonic wave from the subject;
A receiving unit that receives reception signals output from the plurality of transducers;
The first sound ray data is obtained by phasing and adding the received signals so that the sound ray center is at the same position as the output center of the output beam formed by the transmission ultrasonic wave, and the sound ray center is the output of the output beam. A phasing addition unit that obtains the second sound ray data by phasing and adding the reception signal so that the position is shifted by a predetermined distance from the center;
An interpolation data generation unit that generates weighted interpolation of the first sound ray data and the second sound ray data to generate interpolated sound ray data;
An image processing unit that generates ultrasonic diagnostic image data in the subject based on the first sound ray data, the second sound ray data, and the interpolated sound ray data;
An ultrasonic diagnostic apparatus comprising:
前記複数の振動子から出力される受信信号を受信する受信手段、
音線中心が送信超音波によって形成される出力ビームの出力中心と同じ位置となるように受信信号を整相加算して第１の音線データを取得し、音線中心が前記出力ビームの出力中心とは所定距離ずれた位置となるように前記受信信号を整相加算して第２の音線データを取得する整相加算手段、
前記第１の音線データと、前記第２の音線データとを重み付け補間して補間音線データを生成する補間データ生成手段、
前記第１の音線データと、前記第２の音線データと、前記補間音線データとに基づいて前記被検体内の超音波診断画像データを生成する画像処理手段、
として機能させるプログラム。 An ultrasonic probe comprising a plurality of transducers arranged in parallel to output a transmission ultrasonic wave toward a subject by a drive signal and output a reception signal by receiving a reflected ultrasonic wave from the subject In the computer provided in the ultrasonic diagnostic equipment,
Receiving means for receiving reception signals output from the plurality of vibrators;
The first sound ray data is obtained by phasing and adding the received signals so that the sound ray center is at the same position as the output center of the output beam formed by the transmission ultrasonic wave, and the sound ray center is the output of the output beam. Phasing and adding means for phasing and adding the received signals so as to obtain a second sound ray data so as to be at a position shifted by a predetermined distance from the center;
Interpolation data generation means for generating interpolated sound ray data by weighted interpolation of the first sound ray data and the second sound ray data;
Image processing means for generating ultrasonic diagnostic image data in the subject based on the first sound ray data, the second sound ray data, and the interpolated sound ray data;
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Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| A711 | Notification of change in applicant |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A712 Effective date: 20130416 |