JP2013000414A - Ultrasonic diagnosis apparatus, ultrasonic image processing apparatus, and ultrasonic image capturing program - Google Patents
Ultrasonic diagnosis apparatus, ultrasonic image processing apparatus, and ultrasonic image capturing program Download PDFInfo
- Publication number
- JP2013000414A JP2013000414A JP2011135642A JP2011135642A JP2013000414A JP 2013000414 A JP2013000414 A JP 2013000414A JP 2011135642 A JP2011135642 A JP 2011135642A JP 2011135642 A JP2011135642 A JP 2011135642A JP 2013000414 A JP2013000414 A JP 2013000414A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- data
- ultrasonic
- scanning line
- generation unit
- time phase
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Withdrawn
Links
Images
Landscapes
- Ultra Sonic Daignosis Equipment (AREA)
Abstract
Description
本発明は、超音波により生体内を画像化し診断を行う医用超音波診断装置に関するものであり、超音波画像を立体的に表示する超音波診断装置、超音波画像処理装置及び超音波画像取得プログラムに関する。 The present invention relates to a medical ultrasonic diagnostic apparatus for imaging and diagnosing a living body using ultrasonic waves, and an ultrasonic diagnostic apparatus, an ultrasonic image processing apparatus, and an ultrasonic image acquisition program for displaying an ultrasonic image in three dimensions. About.
超音波診断装置は、超音波プローブに設けられた振動素子から発生する超音波パルスを被検体内に放射し、被検体組織の音響インピーダンスの差異によって生ずる超音波反射波を前記振動素子により受信して生体情報を収集するものである。超音波診断装置は、超音波プローブを体表に接触させるだけの簡単な操作で画像データのリアルタイム表示が可能となるため、各種臓器の形態診断や機能診断に広く用いられている。 The ultrasonic diagnostic apparatus radiates an ultrasonic pulse generated from a vibration element provided in an ultrasonic probe into a subject, and receives an ultrasonic reflected wave generated by a difference in acoustic impedance of the subject tissue by the vibration element. To collect biological information. The ultrasonic diagnostic apparatus is widely used for morphological diagnosis and functional diagnosis of various organs because image data can be displayed in real time with a simple operation by simply bringing an ultrasonic probe into contact with the body surface.
近年、超音波診断装置は三次元画像の高速な収集と表示が可能なシステムが急速に開発されており、三次元画像や三次元画像の動画といった、これまでと視野の異なる診断画像を提供できるようになってきている。その一方で、超音波診断装置は生体内を伝播する超音波を利用した画像診断であるため、三次元画像対応となっても、単位時間あたりに送受信できる走査線の数には制限がある。このため、高分解能で広範囲の三次元領域を走査するために様々な手法が試みられている。超音波診断装置を用いて広範囲領域を映像化する場合、基本的には、小領域の三次元空間を走査した画像データを繋ぎ合わせて広範囲の三次元画像にしていくものとなる。しかしながら、生体の画像を収集する場合、部位によっては呼吸による動きや心臓の鼓動による動きなどがあり、そのような場合、動きに同期した三次元画像の収集が必要となる。 In recent years, a system capable of collecting and displaying a three-dimensional image at high speed has been rapidly developed for an ultrasonic diagnostic apparatus, and can provide a diagnostic image having a different field of view such as a three-dimensional image or a moving image of a three-dimensional image. It has become like this. On the other hand, since the ultrasonic diagnostic apparatus is an image diagnosis using ultrasonic waves propagating in the living body, there is a limit to the number of scanning lines that can be transmitted / received per unit time even if it corresponds to a three-dimensional image. For this reason, various methods have been tried to scan a wide range of three-dimensional regions with high resolution. When imaging a wide area using an ultrasonic diagnostic apparatus, basically, image data obtained by scanning a three-dimensional space of a small area is connected to form a wide-range three-dimensional image. However, when collecting an image of a living body, there are movements due to breathing and movements due to the heartbeat depending on the part. In such a case, it is necessary to collect a three-dimensional image synchronized with the movement.
そこで、近年採用されているものとして、心臓の動きに同期して複数の小領域三次元動画像を収集し、それらを組み合わせて心臓全体の三次元動画像を作成する方法等がある（例えば、特許文献１参照）。当該手法では、心臓の動きに同期して複数の小領域三次元動画像を収集、合成する。このとき、例えばＥＣＧ信号などの生体信号を利用して心臓の動きと同期させる場合が多い。より具体的には、例えば図１５、図１６に示すように、超音波診断装置で観察したい心臓の三次元領域全体を複数のセグメント（図の例では４つのセグメント）に分割し、各セグメントについてＥＣＧ信号の一心拍分収集する。このとき、一心拍分のデータは、例えば図１６に示すように、Ｒ波が発生する拡張末期付近を基準に心拍周期において同時相のデータとして収集する。そして、取得したセグメント毎のデータを、図１５、図１６に示すように同一時相のデータが空間的に連続するようにつなぎ合わせることで、三次元領域に対応するデータを生成する。これにより、各セグメントは三次元空間的を分割したものであるが、空間的に連続した三次元領域に対応するデータを再構成するため、結果的にあたかも観察したい心臓の三次元領域全体の動画像を一度に収集、表示したような三次元画像を提供することができる。 Thus, recently adopted is a method of collecting a plurality of small-area three-dimensional moving images in synchronization with the movement of the heart and combining them to create a three-dimensional moving image of the entire heart (for example, Patent Document 1). In this method, a plurality of small-area three-dimensional moving images are collected and synthesized in synchronization with the motion of the heart. At this time, for example, a biological signal such as an ECG signal is often used to synchronize with the motion of the heart. More specifically, for example, as shown in FIGS. 15 and 16, the entire three-dimensional region of the heart to be observed with the ultrasonic diagnostic apparatus is divided into a plurality of segments (four segments in the example in the figure). Collect one heartbeat of the ECG signal. At this time, for example, as shown in FIG. 16, data for one heartbeat is collected as simultaneous phase data in the heartbeat cycle with reference to the vicinity of the end diastole in which the R wave is generated. And the data corresponding to a three-dimensional area | region are produced | generated by connecting the acquired data for every segment so that the data of the same time phase may continue spatially as shown in FIG.15, FIG.16. As a result, each segment is a three-dimensional spatial division, but since the data corresponding to the spatially continuous three-dimensional region is reconstructed, as a result, a movie of the entire three-dimensional region of the heart to be observed. It is possible to provide a three-dimensional image in which images are collected and displayed at one time.
上記方法においては、各セグメントを合成した全体の三次元動画像が一つの三次元動画像として見えるためには、各セグメントが空間的に完全に連続し、時相的には全く同一の心拍間隔の同一時相を収集する必要がある。しかしながら、現実には、人体の場合呼吸による動きや超音波探触子の動きなど空間的な連続性を阻害する要因がある。また、拍動には一般にばらつきがあるため時間的な連続性を阻害する要因もある。従って、上記手法により完全な三次元動画全体像を収集表示することは、現実的には非常に困難であると言える。 In the above method, in order for the entire three-dimensional moving image composed of the segments to be seen as one three-dimensional moving image, each segment is spatially completely continuous, and the same heartbeat interval in time. It is necessary to collect the same time phase. However, in reality, in the case of a human body, there are factors that hinder spatial continuity such as movement due to breathing and movement of an ultrasonic probe. In addition, since pulsation generally varies, there is also a factor that hinders temporal continuity. Therefore, it can be said that it is actually very difficult to collect and display a complete three-dimensional moving image by the above method.
上述のような問題を解決するために、超音波診断装置が同時に受信する受信ビーム数を増加させ、心拍による同期を用いなくても必要な三次元空間領域を一度に走査するシステム（すなわち、真のリアルタイム三次元超音波画像の生成・表示を実現するためのシステム）の開発が進んでいる。当該システムでは、単純に送信超音波ビームの領域を拡大し、同時に受信する走査線数を増加させる。このため、原理的には画質性能やリアルタイム性能に関して二次元超音波システムに近づいていくことが可能であるが、実際には同時に処理する受信ビーム数をこれまので十倍から数十倍に増加させる必要がある。また、この場合、受信ビーム間の感度ムラなど無くし均一にする等、実用化のための解決すべき課題が多いのが現実である。 In order to solve the above-mentioned problems, the number of received beams simultaneously received by the ultrasonic diagnostic apparatus is increased, and a system that scans the required three-dimensional spatial region at one time without using heartbeat synchronization (i.e., true Development of a system for realizing generation and display of real-time 3D ultrasound images is progressing. In this system, the area of the transmitted ultrasonic beam is simply enlarged, and the number of scanning lines received simultaneously is increased. Therefore, in principle, it is possible to approach the two-dimensional ultrasound system in terms of image quality performance and real-time performance, but in actuality, the number of received beams to be processed simultaneously has increased from ten times to several tens of times. It is necessary to let In this case, in reality, there are many problems to be solved for practical use, such as eliminating and uniforming the sensitivity unevenness between the received beams.
すなわち、超音波診断装置を用いて、特に心臓領域において三次元画像の収集と表示をリアルタイムに行おうとする場合、画質性能（走査線密度）とリアルタイム性（フレームレート）を両立することが技術的な課題の一つである。しかしながら、上述した従来の超音波診断装置においては、次のような問題がある。 That is, it is technically necessary to achieve both image quality performance (scanning line density) and real-time performance (frame rate) when an ultrasonic diagnostic apparatus is used to acquire and display a three-dimensional image in real time, particularly in the heart region. This is one of the major issues. However, the conventional ultrasonic diagnostic apparatus described above has the following problems.
心拍同期による部分的な領域の走査を複数組み合わせる手法の場合、実際にリアルタイムの三次元像を観察出来るのは一つのセグメントに限られ、また収集を開始してから所望の三次元領域全体を観察出来るのは全セグメントの収集が終了した後になってしまう。また、一部のセグメント画像の収集が不全の場合、全体が利用できなくなってしまう。さらに、各セグメント収集時の心拍のバラツキによりセグメント間に画像の段差が発生したり、心拍のバラツキに依存して1心拍内の収集ボリューム数に差違が生じるためにデータを収集出来ない時間（ブランクタイム）が発生する等の問題点も存在する。 In the case of combining multiple partial area scans with heartbeat synchronization, the real-time 3D image can only be observed in one segment, and the entire desired 3D area can be observed after the acquisition is started. Only after all segments have been collected. Moreover, when collection of some segment images is incomplete, the whole cannot be used. In addition, the time during which data cannot be collected (blank) due to fluctuations in the heart rate at the time of collection of each segment, image level differences between segments, and differences in the number of collected volumes within one heart beat depending on the fluctuations in heart rate. There are also problems such as the occurrence of time.
一方で、並列に受信する走査線数を増大させる場合、上記のような問題は発生しない。しかしながら、受信走査線数に応じて回路規模が増大し、コストが増大するばかりでなく、同時受信走査線数を増大させる場合に、送信音場に依存した走査線間の感度バラツキを抑制する手段など別の問題が発生してしまう。 On the other hand, when the number of scanning lines received in parallel is increased, the above problem does not occur. However, not only does the circuit scale increase according to the number of received scanning lines, the cost increases, but also means for suppressing variations in sensitivity between scanning lines depending on the transmission sound field when the number of simultaneously received scanning lines is increased. Another problem will occur.
本発明は、上記事情を鑑みてなされたもので、画質性能（走査線密度）とリアルタイム性（フレームレート）を両立させつつ、三次元画像収集及びリアルタイム表示を実現することができる超音波診断装置、超音波画像処理装置及び超音波画像取得プログラムを提供することを目的としている。 The present invention has been made in view of the above circumstances, and an ultrasonic diagnostic apparatus capable of realizing three-dimensional image acquisition and real-time display while achieving both image quality performance (scanning line density) and real-time performance (frame rate). An object is to provide an ultrasonic image processing apparatus and an ultrasonic image acquisition program.
本発明は、上記目的を達成するため、次のような手段を講じている。 In order to achieve the above object, the present invention takes the following measures.
請求項１に記載の発明は、被検体の心臓の少なくとも一部を含む三次元領域において定義される全走査線を異なる走査線の組み合わせで分類した複数の走査線群を、前記被検体の生体信号を基準として心拍毎に切り換えながら連続的に超音波走査することで、複数心拍の各心時相に対応する複数の受信データを取得するデータ取得ユニットと、心時相が対応し且つ心拍が異なる前記複数の受信データを用いた合成処理を実行し、前記複数心拍の少なくとも一つの各心時相に対応する複数のボリュームデータを生成するデータ生成ユニットと、前記複数のボリュームデータを用いて、前記各時相に対応する超音波画像を生成する画像生成ユニットと、前記各時相に対応する超音波画像を表示する表示ユニットと、を具備することを特徴とする超音波診断装置である。 According to the first aspect of the present invention, a plurality of scanning line groups obtained by classifying all scanning lines defined in a three-dimensional region including at least a part of the subject's heart by a combination of different scanning lines are used as the living body of the subject. A data acquisition unit that acquires a plurality of received data corresponding to each heart time phase of a plurality of heartbeats by performing ultrasonic scanning continuously while switching for each heartbeat with a signal as a reference, Using the plurality of volume data, a data generation unit that executes a synthesis process using the plurality of different received data and generates a plurality of volume data corresponding to at least one cardiac time phase of the plurality of heartbeats, An ultrasonic generator comprising: an image generation unit that generates an ultrasonic image corresponding to each time phase; and a display unit that displays an ultrasonic image corresponding to each time phase. A wave diagnostic apparatus.
以上本発明によれば、画質性能とリアルタイム性を両立させつつ、三次元画像収集及びリアルタイム表示を実現することができる超音波診断装置、超音波画像処理装置及び超音波画像取得プログラムを実現することができる。 As described above, according to the present invention, an ultrasonic diagnostic apparatus, an ultrasonic image processing apparatus, and an ultrasonic image acquisition program capable of realizing three-dimensional image acquisition and real-time display while realizing both image quality performance and real-time performance are realized. Can do.
以下、実施形態を図面に従って説明する。なお、以下の説明において、略同一の機能及び構成を有する構成要素については、同一符号を付し、重複説明は必要な場合にのみ行う。 Hereinafter, embodiments will be described with reference to the drawings. In the following description, components having substantially the same function and configuration are denoted by the same reference numerals, and redundant description will be given only when necessary.
図１は、本実施形態に係る超音波診断装置１のブロック構成図を示している。同図に示すように、本超音波診断装置１は、超音波プローブ１２、入力装置１３、モニター１４、超音波送信ユニット２１、超音波受信ユニット２２、Ｂモード処理ユニット２３、血流検出ユニット２４、ＲＡＷデータメモリ２５、高解像度データ生成ユニット２６、ボリュームデータ生成ユニット２７、画像処理ユニット２８、制御プロセッサ（ＣＰＵ）２９、表示処理ユニット３０、記憶ユニット３１、インタフェースユニット３２を具備している。また、超音波診断装置１には、被検体のＥＣＧ波形を計測するためのＥＣＧユニット３５が接続されている。以下、個々の構成要素の機能について説明する。
FIG. 1 shows a block diagram of an ultrasonic
超音波プローブ１２は、被検体に対して超音波を送信し、当該送信した超音波に基づく被検体からの反射波を受信するデバイス（探触子）であり、その先端に複数に配列された圧電振動子、整合層、バッキング材等を有している。圧電振動子は、超音波送信ユニット２１からの駆動信号に基づきスキャン領域内の所望の方向に超音波を送信し、当該被検体からの反射波を電気信号に変換する。整合層は、当該圧電振動子に設けられ、超音波エネルギーを効率良く伝播させるための中間層である。バッキング材は、当該圧電振動子から後方への超音波の伝播を防止する。当該超音波プローブ１２から被検体Ｐに超音波が送信されると、当該送信超音波は、体内組織の音響インピーダンスの不連続面で次々と反射され、エコー信号として超音波プローブ１２に受信される。このエコー信号の振幅は、反射することになった不連続面における音響インピーダンスの差に依存する。また、送信された超音波パルスが、移動している血流で反射された場合のエコーは、ドプラ効果により移動体の超音波送受信方向の速度成分に依存して、周波数偏移を受ける。
The
なお、本実施形態に係る超音波プローブ１２は、ボリュームデータを取得可能なものとして、二次元アレイプローブ（複数の超音波振動子が二次元マトリックス状に配列されたプローブ）であるとする。しかしながら、当該例に拘泥されず、超音波プローブ１２として例えばメカニカル４Ｄプローブ（超音波振動子列をその配列方向と直交する方向に機械的に煽りながら超音波走査を実行可能なプローブ）を取得することも可能である。
It is assumed that the
入力装置１３は、装置本体１１に接続され、オペレータからの各種指示、条件、関心領域（ＲＯＩ）の設定指示、種々の画質条件設定指示等を装置本体１１にとりこむための各種スイッチ、ボタン、トラックボール、マウス、キーボード等を有している。また、入力装置１３は、後述する高解像度データ取得機能において、診断部位を入力するための専用スイッチ、映像化に用いるカラーデータの範囲を制御するための専用ツマミ、ボクセルの透明度（不透明度）を制御するための専用ツマミ等を有している。
The
モニター１４は、表示処理ユニット３０からのビデオ信号に基づいて、生体内の形態学的情報や、血流情報を画像として表示する。
The
超音波送信ユニット２１は、図示しないトリガ発生回路、遅延回路およびパルサ回路等を有している。トリガ発生回路では、所定のレート周波数ｆｒ Ｈｚ（周期；１／ｆｒ秒）で、送信超音波を形成するためのトリガパルスが繰り返し発生される。また、遅延回路では、チャンネル毎に超音波をビーム状に集束し且つ送信指向性を決定するのに必要な遅延時間が、各トリガパルスに与えられる。パルサ回路は、このトリガパルスに基づくタイミングで、プローブ１２に駆動パルスを印加する。
The
なお、超音波送信ユニット２１は、制御プロセッサ２９の指示に従って所定のスキャンシーケンスを実行するために、送信周波数、送信駆動電圧等を瞬時に変更可能な機能を有している。特に送信駆動電圧の変更については、瞬間にその値を切り替え可能なリニアアンプ型の発信回路、又は複数の電源ユニットを電気的に切り替える機構によって実現される。
The
超音波受信ユニット２２は、図示していないアンプ回路、Ａ／Ｄ変換器、遅延回路、加算器等を有している。アンプ回路では、プローブ１２を介して取り込まれたエコー信号をチャンネル毎に増幅する。Ａ／Ｄ変換器では、増幅されたアナログのエコー信号をデジタルエコー信号に変換する。遅延回路では、デジタル変換されたたエコー信号に対し受信指向性を決定し、受信ダイナミックフォーカスを行うのに必要な遅延時間を与え、その後加算器において加算処理を行う。この加算により、エコー信号の受信指向性に応じた方向からの反射成分が強調され、受信指向性と送信指向性とにより超音波送受信の総合的なビームが形成される。
The
Ｂモード処理ユニット２３は、受信ユニット２２からエコー信号を受け取り、対数増幅、包絡線検波処理などを施し、信号強度が輝度の明るさで表現されるデータを生成する。
The B-
血流検出ユニット２４は、受信ユニット２２から受け取ったエコー信号から血流信号を抽出し、血流データを生成する。血流の抽出は、通常ＣＦＭ（Color Flow Mapping）で行われる。この場合、血流信号を解析し、血流データとして平均速度、分散、パワー等の血流情報を多点について求める。
The blood
ＲＡＷデータメモリ２５は、Ｂモード処理ユニット２３から受け取った複数のＢモードデータを用いて、三次元的な超音波走査線上のＢモードデータであるＢモードＲＡＷデータを生成する。また、ＲＡＷデータメモリ２５は、血流検出ユニット２４から受け取った複数の血流データを用いて、三次元的な超音波走査線上の血流データである血流ＲＡＷデータを生成する。なお、ノイズ低減や画像の繋がりを良くすることを目的として、ＲＡＷデータメモリ２５の後に三次元的なフィルタを挿入し、空間的なスムージングを行うようにしてもよい。
The
高解像度データ生成ユニット２６は、制御プロセッサ２９からの制御に従って、後述する高解像度データ取得機能を実行する。
The high resolution
ボリュームデータ生成ユニット２７は、ＲＡＷデータをボリューム単位へのデータ配置に変換することにより、ＲＡＷデータメモリ２５或いは高解像度データ生成ユニット２６から受け取ったＢモードＲＡＷデータからＢモードボリュームデータを生成する。この変換は、空間的な位置情報を加味した処理により、画像生成処理において用いられる視体積内の各視線上のＢモードボリュームデータを生成するものである。なお、本実施形態においては、上記変換処理によって生成されたＢモードボリュームデータを用いて、後述する高解像度データ取得機能に従う処理を実行する場合を例とする。しかしながら、当該例に拘泥されず、例えば、ＲＡＷ−ボクセル変換を実行することで生成されるＢモードボクセルボリュームデータを用いて、高解像度データ取得機能に従う処理を実行するようにしてもよい。
The volume
画像処理ユニット２８は、ボリュームデータ生成ユニット２７から受け取るボリュームデータに対して、ボリュームレンダリング、多断面変換表示（ＭＰＲ：multi planar reconstruction）、最大値投影表示（ＭＩＰ：maximum intensity projection）等の所定の画像処理を行う。
The
なお、ノイズ低減や画像の繋がりを良くすることを目的として、画像処理ユニット２８の後に二次元的なフィルタを挿入し、空間的なスムージングを行うようにしてもよい。
For the purpose of reducing noise and improving image connection, a two-dimensional filter may be inserted after the
制御プロセッサ２９は、情報処理装置（計算機）としての機能を持ち、本超音波診断装置本体の動作を制御する。制御プロセッサ２９は、記憶ユニット３１から後述する高解像度データ取得機能を実現するための専用プログラムを読み出して自身が有するメモリ上に展開し、各種処理に関する演算・制御等を実行する。
The
表示処理ユニット３０は、画像処理ユニット２８において生成・処理された各種画像データに対し、ダイナミックレンジ、輝度（ブライトネス）、コントラスト、γカーブ補正、ＲＧＢ変換等の各種を実行する。
The
記憶ユニット３１は、後述する高解像度データ取得機能を実現するための専用プログラムや、診断情報（患者ＩＤ、医師の所見等）、診断プロトコル、送受信条件、その他のデータ群が保管されている。また、必要に応じて、図示しない画像メモリ中の画像の保管などにも使用される。記憶ユニット３１のデータは、インタフェースユニット３２を経由して外部周辺装置へ転送することも可能となっている。
The
インタフェースユニット３２は、入力装置１３、ネットワーク、新たな外部記憶装置（図示せず）に関するインタフェースである。当該装置によって得られた超音波画像等のデータや解析結果等は、インタフェースユニット３２よって、ネットワークを介して他の装置に転送可能である。
The
（高解像度データ取得機能）
次に、本超音波診断装置１が有する高解像度データ取得機能について説明する。本機能では、心臓の少なくとも一部を含む三次元領域である映像化対象領域について、生体信号（例えばＥＣＧ波形）と同期してリアルタイムでの三次元データ収集（いわゆる四次元データ収集）を実行する。このデータ収集は、映像化対象領域内において、心拍間隔毎に走査線の位置を変更しながら実行される。この様なデータ収集によってリアルタイムで得られる同一心時相ボリュームデータ（ライブボリュームデータ）と、過去の心拍において取得された同一心時相のボリュームデータとを用いて、映像化対象領域内の全走査線に対応するボリュームデータを生成し、これを用いて超音波画像を生成し表示するものである。
(High resolution data acquisition function)
Next, the high resolution data acquisition function of the ultrasonic
図２は、本高解像度データ取得機能に従う処理（高解像度データ取得処理）の流れを示したフローチャートである。同図に従って、高解像度データ取得処理の各内容の内容について説明する。 FIG. 2 is a flowchart showing a flow of processing (high resolution data acquisition processing) according to the high resolution data acquisition function. The contents of each content of the high resolution data acquisition process will be described with reference to FIG.
［患者情報、送受信条件、走査線群数等の入力］
まず、入力装置１３を介して患者情報の入力、送受信条件（被走査領域の大きさを決めるための画角、焦点位置、送信電圧等）、被検体の所定領域を超音波走査するための撮像モード、スキャンシーケンス、走査線群数ｎ等の入力・選択が実行される（ステップＳＡ１）。入力、選択された各種情報・条件等は、自動的に記憶ユニット３１に記憶される。ここで、走査線群とは、映像化対象領域を映像化するために、当該領域に含まれる（定義される）全走査線を、異なる走査線の組み合わせで分類（グルーピング）した走査線の集合である。本実施形態では、説明を具体的にするため、ｎ＝４の場合を例とする。
[Input patient information, transmission / reception conditions, number of scan lines, etc.]
First, input patient information via the
図３は、走査線群を説明するための図であり、映像化対象領域をＣ面の法線方向から見た図である。同図に示すように、映像化対象領域内に含まれる全走査線を所望の組み合わせによって分類し、第１〜第４の走査線群を形成するものとする。また、この分類に対応して、第１〜第４の走査線群によって定義される第１〜第４走査線群は、例えば図４に示すような錐状の領域となる。なお、走査線群数ｎは、自然数であればいくつであってもよい。また、各走査線群を構成する複数の走査線は、どのような組み合わせでグルーピングされても良い。例えば、各走査線群に含まれる複数の走査線を、（偏在することなく）映像化対象領域内に均等に分配されように（映像化対象領域内において空間的に分散するように）分類することが好ましい。 FIG. 3 is a diagram for explaining the scanning line group, and is a diagram in which the imaging target region is viewed from the normal direction of the C plane. As shown in the figure, all the scanning lines included in the imaging target area are classified according to a desired combination to form first to fourth scanning line groups. Corresponding to this classification, the first to fourth scanning line groups defined by the first to fourth scanning line groups are, for example, conical regions as shown in FIG. The scanning line group number n may be any number as long as it is a natural number. Further, the scanning lines constituting each scanning line group may be grouped in any combination. For example, a plurality of scanning lines included in each scanning line group are classified so as to be evenly distributed (not distributed unevenly) within the imaging target area (so as to be spatially dispersed within the imaging target area). It is preferable.
［第１〜第４走査線群に対応する第１〜第４の受信ビーム群の取得］
次に、超音波プローブ１２が被検体表面の所望の位置に当接され、ＥＣＧユニット３５からのＥＣＧ波形のＲ波を基準として、第１走査線群から第４走査線群までの４つのパターンによって走査線群（被走査領域）を心拍毎に僅かにずらしなから（順次切り換えながら）、Ｂモードによる超音波走査が実行される（ステップＳＡ２、ＳＡ３、ＳＡ４、・・・・）。すなわち、制御プロセッサ２８は、図５に示すように、最初のＥＣＧ波形（第１心拍）のＲ波を検出すると、第１走査線群を連続的に超音波走査し、各心時相における第１走査線群に対応する第１の受信ビーム群を取得するように、超音波送信ユニット２１、超音波受信ユニット２２を制御する。また、制御プロセッサ２８は、次のＥＣＧ波形（第２心拍）のＲ波を検出すると、図３、図４に示すように、第１走査線群から第２走査線群に切り換え、第２走査線群を連続的に超音波走査し、各心時相における第２走査線群に対応する第２の受信ビーム群を取得するように、超音波送信ユニット２１、超音波受信ユニット２２を制御する。
[Acquisition of First to Fourth Receive Beam Groups Corresponding to First to Fourth Scan Line Groups]
Next, the
以降、ＥＣＧ波形のＲ波を基準として、被走査領域が順次切り換えられ、各心時相における第３走査線群に対応する第３の受信ビーム群、第４走査線群に対応する第４の受信ビーム群が取得される。また、第５心拍のＥＣＧ波形の最初のＲ波を基準として、第１走査線群について二巡目の各心時相における第１の受信ビーム群が取得される。取得された各時相に対応する各受信ビーム群は、逐次超音波受信ユニット２２を経由してＢモード処理ユニット２３に送られる。Ｂモード処理ユニット２３は、各受信ビーム群に対して、対数増幅処理、包絡線検波処理等を実行する。
Thereafter, the scanning region is sequentially switched with the R wave of the ECG waveform as a reference, and the third reception beam group corresponding to the third scanning line group and the fourth scanning line group corresponding to the fourth scanning line group in each cardiac time phase. A receive beam group is acquired. In addition, with the first R wave of the ECG waveform of the fifth heartbeat as a reference, the first reception beam group in each cardiac time phase in the second round is acquired for the first scanning line group. Each received beam group corresponding to each acquired time phase is sequentially sent to the B-
なお、被走査領域の切り換えは、制御プロセッサ２９において、予め記憶ユニット３０から読み出し自身のメモリに予め記憶した走査線群毎の各走査線の情報を用いて、或いはリアルタイム（すなわち、一つの走査線群を走査する時間内）で計算した走査線群毎の各走査線の情報を用いて、超音波送信ユニット２１、超音波受信ユニット２２を制御することによって実行される。
Note that the scanning area is switched by using the information of each scanning line for each scanning line group previously read out from the
また、本ステップにおける各走査線群についての三次元走査は、図５に示した様にブランクタイムなく実行される。従って、三次元超音波走査を時間的に連続に実行することができ、従来に比して時間分解能を向上させることができる。 Further, the three-dimensional scanning for each scanning line group in this step is executed without a blank time as shown in FIG. Therefore, three-dimensional ultrasonic scanning can be executed continuously in time, and the time resolution can be improved as compared with the conventional case.
［第１〜第４走査線群に対応する第１〜第４のＲＡＷデータ群の生成］
次に、ＲＡＷデータメモリ２５は、図５に示す第１心拍において取得された各心時相に対応する第１の受信ビーム群をＢモード処理ユニット２３より取得し、各心時相に対応する第１ＲＡＷデータを取得する。同じくＲＡＷデータメモリ２５は、図５に示す第２心拍において取得された各心時相に対応する第２の受信ビーム群をＢモード処理ユニット２３より取得し、各心時相に対応する第２ＲＡＷデータを取得する。以降、同様にして、第３心拍の各心時相に対応する第３ＲＡＷデータ、第４心拍の各心時相に対応する第４ＲＡＷデータ、第５心拍の各心時相に対応する二巡目の第１ＲＡＷデータ等が逐次取得される。なお、本ステップにおけるＲＡＷデータの生成は、図２に示すように、他走査線群に対応する受信ビーム群の取得と並行して逐次実行することが可能である。
[Generation of First to Fourth RAW Data Groups Corresponding to First to Fourth Scan Line Groups]
Next, the
［全ＲＡＷデータの生成処理］
次に、高解像度データ生成ユニット２６は、ＲＡＷデータメモリ２５において生成され
るＲＡＷデータを用いて、映像化対象領域全体に対応する全ＲＡＷデータを生成する（ステップＳＣ１、ＳＣ２、・・・・・）。
[Generation processing of all RAW data]
Next, the high resolution
すなわち、高解像度データ生成ユニット２６は、ＲＡＷデータメモリ２５から第１ＲＡＷデータを受け取ると、当該第１ＲＡＷデータを用いた補間処理により、第２、第３、第４走査線群の各走査線に対応するＲＡＷデータを補間することで、全ＲＡＷデータを生成する。この補間処理による全ＲＡＷデータの生成は、例えば図３において、（走査線１に対応する受信データ１と走査線２に対応する受信データ２とから走査線５に対応する受信データ５を作り、受信データ１と受信データ３から走査線６に対応する受信データ６を作り、受信データ１、２、３、４から走査線７に対応する受信データ７を作るなどの手法により生成される。なお、例えば外周の走査線１０に対応する受信データは、上記の様な補間を行うことができない。係る走査線については、例えば隣接する走査線と同一の受信データ（例えば走査線１１の受信データ１１）を用いるか、或いは隣接する走査線の平均（例えば走査線１１、１２の受信データの平均）を用いて補間することが可能である。高解像度データ生成ユニット２６は、第１心拍の各心時相に対応する第１のＲＡＷデータを用いた補間処理を逐次実行することで、各心時相に対応する全ＲＡＷデータを生成する。生成した第１心拍の各心時相に対応する全ＲＡＷデータは、ボリュームデータ生成ユニット２７に逐次送り出される。
That is, when the high-resolution
次に、高解像度データ生成ユニット２６は、ＲＡＷデータメモリ２５から第２ＲＡＷデータを受け取ると、第１、第２ＲＡＷデータを用いた補間処理により、全ＲＡＷデータを生成する。すなわち、高解像度データ生成ユニット２６は、第２心拍の最初のＲ波を基準として、ＲＡＷデータメモリ２５から受け取った第２心拍における最初の第２ＲＡＷデータの心時相を判定し、当該判定された心時相に最も近い心時相を有する第１ＲＡＷデータ（例えば、第１心拍の最初の第１ＲＡＷデータ或いは２番目の第１ＲＡＷデータ）を選択する。高解像度データ生成ユニット２６は、選択された第１ＲＡＷデータとＲＡＷデータメモリ２５からの第２ＲＡＷデータとを用いて第３、第４走査線群の各走査線に対応するＲＡＷデータを補間することで、全ＲＡＷデータを生成する。同様にして、高解像度データ生成ユニット２６は、第２心拍の各心時相に対応する第２のＲＡＷデータと、心時相が対応する第１ＲＡＷデータとを用いた補間処理を逐次実行することで、第２心拍の各心時相に対応する全ＲＡＷデータを生成する。生成した第２心拍の各心時相に対応する全ＲＡＷデータは、逐次ボリュームデータ生成ユニット２７に送り出される。
Next, when receiving the second RAW data from the
次に、高解像度データ生成ユニット２６は、ＲＡＷデータメモリ２５から第３ＲＡＷデータを受け取ると、第１、第２、第３ＲＡＷデータを用いた補間処理により、全ＲＡＷデータを生成する。すなわち、高解像度データ生成ユニット２６は、第３心拍の最初のＲ波を基準として、ＲＡＷデータメモリ２５から受け取った第３心拍における最初の第３ＲＡＷデータの心時相を判定し、当該判定された心時相に最も近い心時相を有する第１、第２ＲＡＷデータを選択する。高解像度データ生成ユニット２６は、選択された第１、第２ＲＡＷデータとＲＡＷデータメモリ２５からの第３ＲＡＷデータとを用いて、第４走査線群の各走査線に対応するＲＡＷデータを補間することで、全ＲＡＷデータを生成する。同様にして、高解像度データ生成ユニット２６は、第３心拍の各心時相に対応する第３のＲＡＷデータと、心時相が対応する第１、第２ＲＡＷデータとを用いた補間処理を逐次実行することで、第３心拍の各心時相に対応する全ＲＡＷデータを生成する。生成した第３心拍の各心時相に対応する全ＲＡＷデータは、逐次ボリュームデータ生成ユニット２７に送り出される。
Next, when the high-resolution
次に、高解像度データ生成ユニット２６は、ＲＡＷデータメモリ２５から第４ＲＡＷデータを受け取ると、第１、第２、第３、第４ＲＡＷデータを用いて、全ＲＡＷデータを生成する。すなわち、高解像度データ生成ユニット２６は、第４心拍の最初のＲ波を基準として、ＲＡＷデータメモリ２５から受け取った第４心拍における最初の第４ＲＡＷデータの心時相を判定し、当該判定された心時相に最も近い心時相を有する第１、第２、第３ＲＡＷデータを選択する。高解像度データ生成ユニット２６は、選択された第１、第２、第３ＲＡＷデータとＲＡＷデータメモリ２５からの第４ＲＡＷデータとを用いて、映像化対象領域の全走査線に対応する受信データを構成することで、全ＲＡＷデータを生成する。同様にして、高解像度データ生成ユニット２６は、第４心拍の各心時相に対応する第４のＲＡＷデータと、心時相が対応する第１、第２、第３ＲＡＷデータとを用いて、第４心拍の各心時相に対応する全ＲＡＷデータを生成する。生成した第４心拍の各心時相に対応する全ＲＡＷデータは、ボリュームデータ生成ユニット２７に逐次送り出される。
Next, when receiving the fourth RAW data from the
この様に、第４心拍では、各心時相において、第１〜第４走査線群に対応する第１〜第４ＲＡＷデータの全てが得られる。従って、第４心拍からは補間処理は必要なくなり、実際に取得した全走査線から映像化領域に対応する全ＲＡＷデータを逐次生成することが可能である。５心拍目以降（すなわち、二巡目以降）においては、高解像度データ生成ユニット２６は、それぞれ走査線群に対応するＲＡＷデータを最新のものに置き換えることで、各心拍の各心時相に対応する全ＲＡＷデータを逐次生成していく。
As described above, in the fourth heartbeat, all of the first to fourth RAW data corresponding to the first to fourth scanning line groups are obtained in each cardiac time phase. Therefore, interpolation processing is not necessary from the fourth heartbeat, and all RAW data corresponding to the imaging region can be sequentially generated from all actually acquired scanning lines. After the fifth heartbeat (that is, after the second round), the high-resolution
なお、本ステップにおける全ＲＡＷデータの生成は、図２に示すように、他走査線群に対応する受信ビーム群の取得、ＲＡＷデータの生成と並行して逐次実行することが可能である。 Note that the generation of all RAW data in this step can be sequentially executed in parallel with the acquisition of the reception beam group corresponding to the other scanning line group and the generation of the RAW data, as shown in FIG.
［全ＲＡＷデータを用いたボリュームデータの生成］
ボリュームデータ生成ユニット２７は、高解像度データ生成ユニット２６において生成された、各心拍の各心時相に対応する全ＲＡＷデータから、各心拍の各心時相に対応するＢモードボリュームデータを生成する（ステップＳＤ１、ＳＤ２、・・・・・）。
[Generation of volume data using all RAW data]
The volume
［三次元画像の生成・表示］
画像処理ユニット２８は、各心拍の各心時相に対応するＢモードボリュームデータを用いて、ボリュームレンダリング等の所定の処理を実行し、三次元画像を生成する。表示処理ユニット２９は、生成された三次元画像に対し、ダイナミックレンジ、輝度（ブライトネス）、コントラスト、γカーブ補正、ＲＧＢ変換等の各種を実行する。各種処理を受けた三次元画像は、例えば時系列で連続的にモニター１４に表示される（ステップＳＥ１、ＳＥ２、・・・）。
[Generation and display of 3D images]
The
（効果）
以下、本超音波診断装置による効果を、従来の超音波診断装置と対比しながら説明する。
(effect)
Hereinafter, the effects of the ultrasonic diagnostic apparatus will be described in comparison with a conventional ultrasonic diagnostic apparatus.
従来例の超音波診断装置を用いて三次元走査を行う場合、心拍信号から検出したＲ波信号に同期して、図１５、図１６に示すように（１）〜（４）の各セグメントについて、三次元走査領域を変更しながら、三次元走査をそれぞれ１心拍にわたって実施している。走査領域が（１）〜（４）のセグメント間で心拍毎に完全に変わるので、全体の三次元領域のデータを収集、表示するにはセグメント数分の心拍時間を要する（図１５、図１６の例の場合、４セグメントに分割しているので４心拍の時間を要することになる）。各セグメントが収集したボリュームデータは、Ｒ波を基準に同一心時相のボリュームをそれぞれ組み合わせて全体ボリュームデータとし、全体三次元画像として動画表示することになる。 When three-dimensional scanning is performed using the conventional ultrasonic diagnostic apparatus, each segment of (1) to (4) is synchronized with the R wave signal detected from the heartbeat signal as shown in FIGS. The three-dimensional scanning is performed over one heartbeat while changing the three-dimensional scanning region. Since the scanning region completely changes for each heartbeat between the segments (1) to (4), it takes a heartbeat time for the number of segments to collect and display data of the entire three-dimensional region (FIGS. 15 and 16). In the case of (4), since it is divided into 4 segments, it takes 4 heartbeats). The volume data collected by each segment is combined with volumes of the same cardiac phase based on the R wave as total volume data and displayed as a moving image as an overall three-dimensional image.
また、従来の超音波診断装置では、心拍間隔に差違がある場合、収集出来るボリューム数がセグメント毎に変化する。従って、全体ボリュームを用いて超音波画像を生成し表示するためには、４つのセグメント全ての組合せデータが必要となり、最もボリューム数の少ない心拍（Ｒ波間隔の狭い心拍）のボリューム数に合わせる必要がある。このため、よりＲ波間隔の長い心拍では利用できないボリュームが発生したり、或いは収集そのものを最短Ｒ波間隔に合わせて行うなどの仕組みによって、例えば図１６の各心拍の末期にあるように、画像の更新が出来ないブランクタイムが発生することになる。 Moreover, in the conventional ultrasonic diagnostic apparatus, when there is a difference in heartbeat intervals, the number of volumes that can be collected changes for each segment. Therefore, in order to generate and display an ultrasound image using the entire volume, combined data of all four segments is required, and it is necessary to match the volume number of the heartbeat with the smallest volume number (the heartbeat with the short R-wave interval). There is. For this reason, a volume that cannot be used with a heartbeat having a longer R wave interval is generated, or an image is captured as in the end of each heartbeat in FIG. A blank time that cannot be updated occurs.
以上の様に、従来の超音波診断装置では、心拍同期によるセグメント走査を組み合わせて全三次元画像を構成、表示するため、セグメント数分の心拍が経過するまで三次元領域全体の画像を観察することが出来ず、また心拍の変動に由来して観察できない空白時間が発生してしまう問題がある。また、三次元画像収集中に、呼吸やプローブの動きなどにより収集する画像位置に大きなすれが発生した場合、問題の発生したセグメントの画像は組合せしても正常な画像とならず、三次元画像全体が不適切画像となってしまうため、画像収集を最初からやり直す必要があり、更にセグメント数の心拍を要することになってしまうという問題がある。 As described above, in a conventional ultrasonic diagnostic apparatus, all three-dimensional images are configured and displayed by combining segment scanning by heartbeat synchronization, and thus an image of the entire three-dimensional region is observed until the number of heartbeats for the number of segments has elapsed. In other words, there is a problem that a blank time occurs that cannot be observed due to fluctuations in heart rate. Also, if a large blur occurs in the image position to be collected due to breathing or probe movement during 3D image acquisition, the image of the segment where the problem occurred will not become a normal image even if combined, and the 3D image Since the entire image becomes an inappropriate image, it is necessary to redo the image collection from the beginning, and there is a problem that a heartbeat of the number of segments is required.
これに対し、本実施形態に係る超音波診断装置によれば、心臓の少なくとも一部を含む三次元領域である映像化対象領域について、生体信号と同期してリアルタイムでの三次元データ収集を実行する。このデータ収集は、映像化対象領域内において、心拍間隔毎に第１走査線群〜第４走査線群へと走査線の位置を変更しながら実行される。この様なデータ収集によってリアルタイムで得られる同一心時相のＲＡＷデータと、過去の心拍において取得された同一心時相のＲＡＷデータとを用いて、映像化対象領域内の全走査線に対応するボリュームデータを生成し、これを用いて超音波画像を生成し表示する。従って、リアルタイム性を低下させないで映像化対象領域内の走査線密度（空間分解能）を飛躍的に向上させることができる超音波診断装置を、比較的安価で実現することができる。 On the other hand, according to the ultrasonic diagnostic apparatus according to the present embodiment, real-time three-dimensional data collection is performed in synchronization with a biological signal for an imaging target region that is a three-dimensional region including at least a part of the heart. To do. This data collection is executed while changing the position of the scanning line from the first scanning line group to the fourth scanning line group at every heartbeat interval in the imaging target region. By using RAW data of the same cardiac phase obtained in real time by such data collection and RAW data of the same cardiac phase acquired in the past heartbeat, it corresponds to all scanning lines in the imaging target region. Volume data is generated, and an ultrasonic image is generated and displayed using the volume data. Therefore, an ultrasonic diagnostic apparatus capable of dramatically improving the scanning line density (spatial resolution) in the imaging target area without degrading the real-time property can be realized at a relatively low cost.
また、本超音波診断装置によれば、第１走査線群〜第４走査線群についての超音波走査は、生体信号を基準として、心拍毎に走査線群を切り換えながらブランクタイムなく実行される。従って、従来に比して時間分解能を向上させることができ、実時間応答性の高い超音波画像診断を比較的安価で実現することができる。 Further, according to the present ultrasonic diagnostic apparatus, the ultrasonic scanning for the first scanning line group to the fourth scanning line group is executed without blank time while switching the scanning line group for each heartbeat based on the biological signal. . Therefore, the time resolution can be improved as compared with the conventional case, and ultrasonic image diagnosis with high real-time response can be realized at a relatively low cost.
（第２の実施形態）
第１の実施形態において説明した高解像度データ取得処理では、第２拍以降においては、他の走査線群との合成により映像化対象領域全体に対応する全ＲＡＷデータが生成される。しかしながら、データ収集中において、呼吸による体動が発生する場合やプローブの位置ずれ等が発生する場合等、超音波プローブと対象臓器との位置関係が撮像途中でずれてしまうことがある。係る場合において第１の実施形態に係る高解像度データ取得処理を継続して実行すると、空間的にずれのあるＲＡＷデータ同士を用いた合成により全ＲＡＷデータを生成することになり、好ましくない。
(Second Embodiment)
In the high-resolution data acquisition process described in the first embodiment, after the second beat, all RAW data corresponding to the entire imaging target area is generated by combining with other scanning line groups. However, during data collection, the positional relationship between the ultrasound probe and the target organ may be shifted during imaging, such as when body movement due to breathing occurs or when the probe is displaced. In such a case, if the high-resolution data acquisition process according to the first embodiment is continuously executed, all RAW data is generated by combining the RAW data having spatial deviations, which is not preferable.
本第２の実施形態に係る超音波診断装置は、体動等により取得した受信データが診断画像データとしての適正を欠く場合には、高解像度データ取得処理（シーケンス）を任意のタイミングで中止し、通常の超音波画像を取得するシーケンスに切り換えるものである。 The ultrasonic diagnostic apparatus according to the second embodiment stops the high-resolution data acquisition process (sequence) at an arbitrary timing when the received data acquired by body movement or the like lacks appropriateness as diagnostic image data. The sequence is switched to a sequence for acquiring a normal ultrasonic image.
すなわち、本実施形態に係る超音波診断装置１の入力装置１３は、高解像度データ取得処理の実行をＯＮ／ＯＦＦするための専用のスイッチ等を有している。操作者は、例えば高解像度データ取得処理の実行中においてプローブの位置がずれた等の任意のタイミングにおいて、当該ＯＮ／ＯＦＦスイッチを操作することにより、高解像度データ取得処理を中止することができる。ＯＮ／ＯＦＦスイッチの操作によって高解像度データ取得処理が中止されると、図６に示すように全ＲＡＷデータの生成（合成）処理（図の例では、ステップＳＣ１２より後の全ＲＡＷデータの生成処理）は実行されず、各心拍の各心時相に対応する第１〜第４ＲＡＷデータを用いて、逐次通常の超音波画像が生成され表示される。また、ＯＮ／ＯＦＦスイッチの操作により、任意のタイミングで高解像度データ取得処理が再会されると、全ＲＡＷデータの生成（合成）処理が再度実行され、当該全ＲＡＷデータを用いた通常の超音波画像が生成され表示されることになる。
That is, the
以上述べた構成によれば、体動等が発生した場合であっても、高解像度データ取得処理から通常の超音波画像取得処理に任意のタイミングで切り換えることができる。従って、診断対象を時間的に途切れることなく観察し続けることができる。 According to the configuration described above, it is possible to switch from high-resolution data acquisition processing to normal ultrasonic image acquisition processing at an arbitrary timing even when body movement or the like occurs. Therefore, it is possible to continue observing the diagnosis target without interruption in time.
（第３の実施形態）
第３の実施形態に係る超音波診断装置１は、例えば、現在の心拍の走査線群に対応するＲＡＷデータと直前の走査線群に対応するＲＡＷデータとの相関を計算し、高解像度データ取得処理のＯＮ／ＯＦＦを自動的に制御するものである。
(Third embodiment)
The ultrasonic
図７は、第３の実施形態に係る高解像度データ取得処理を説明するための図であり、映像化対象領域をＣ面の法線方向から見た図である。 FIG. 7 is a view for explaining the high-resolution data acquisition processing according to the third embodiment, and is a view of the imaging target region viewed from the normal direction of the C plane.
例えば、第２心拍の最初の時相に対応する第２受信データ群を取得すると、当該第２受信データを用いて所定の断面画像（例えば、図７の（１）に対応する断面画像）が生成されると共に、第１心拍の最初の時相に対応する第１受信データを用いて、同じ位置の断面画像が生成される。制御プロセッサ２９は、生成された二つの断面画像の相関を算出し、相関が所定の閾値よりも高い場合には高解像度データ取得処理を継続し（或いは高解像度データ取得処理をＯＮにし）、所定の閾値よりも低い場合には高解像度データ取得処理をＯＦＦにする。なお、相関計算の対象とする断面位置に限定はない。また、走査線群の切り換えタイミングに応じて、例えば図７の（１）、（２）、（３）、（４）から例えば相関計算の対象とする断面位置を任意に選択するようにしてもよい。さらに、所定断面の相関に拘泥されず、他の手法によって相関を計算し、高解像度データ取得処理のＯＮ／ＯＦＦを自動的に制御するようにしてもよい。
For example, when the second received data group corresponding to the first time phase of the second heartbeat is acquired, a predetermined cross-sectional image (for example, a cross-sectional image corresponding to (1) in FIG. 7) is obtained using the second received data. A cross-sectional image at the same position is generated using the first received data corresponding to the first time phase of the first heartbeat. The
（第４の実施形態）
第４の実施形態に係る超音波診断装置１は、例えば事後的に高解像度データ取得処理を行う場合に、全ＲＡＷデータの生成に用いる受信データ群を任意に選択可能とするものである。
(Fourth embodiment)
The ultrasonic
心拍によって全ＲＡＷデータの生成（合成）の適否が存在するのは、記述の通りである。従って、本実施形態では、高解像度データ取得処理のＯＮ／ＯＦＦを制御するためのユーザインターフェース（ＵＩ）を設け、バッファメモリに蓄積された各心拍の各心時相に対応する個々のＲＡＷデータのうち、全ＲＡＷデータの生成に用いるＲＡＷデータを選択することができるようにする。 As described above, it is appropriate to generate (synthesize) all RAW data depending on the heart rate. Therefore, in this embodiment, a user interface (UI) for controlling ON / OFF of the high-resolution data acquisition process is provided, and individual RAW data corresponding to each cardiac time phase of each heart rate accumulated in the buffer memory is provided. Of these, it is possible to select RAW data to be used for generating all RAW data.
図８は、本実施形態に係る高解像度データ取得処理を説明するための図であり、ＥＣＧ波形と高解像度データ取得処理のＯＮ／ＯＦＦ制御の対応関係を示した図である。例えば、同図に示すようなＥＣＧ波形が表示され、各心拍に対応する走査線群毎に選択（ＯＮ）と非選択（ＯＦＦ）とを設定することができる。この場合、同一走査線位置のデータは合成に適さないので、同一走査線群のデータは１つしか選択出来ないようにすることが好ましい。本実施形態によれば、高解像度データ取得処理において超音波プローブと対象臓器との位置関係が様々な理由でずれてしまった場合においても、より鮮明な高分解能の画像を得られる組合せを選択することが可能となる。 FIG. 8 is a diagram for explaining the high-resolution data acquisition process according to the present embodiment, and shows the correspondence between the ECG waveform and the ON / OFF control of the high-resolution data acquisition process. For example, an ECG waveform as shown in the figure is displayed, and selection (ON) and non-selection (OFF) can be set for each scanning line group corresponding to each heartbeat. In this case, since data at the same scanning line position is not suitable for composition, it is preferable that only one data of the same scanning line group can be selected. According to the present embodiment, even when the positional relationship between the ultrasound probe and the target organ is shifted for various reasons in the high-resolution data acquisition process, a combination that can obtain a clearer high-resolution image is selected. It becomes possible.
（第５の実施形態）
第５の実施形態に係る超音波診断装置は、診断部位が僅かに移動した場合であっても、補間処理によって段差の抑制された画像を生成するための高解像度データ取得処理を実行するものである。なお、以下においては、説明を具体的にするため、第１走査線群及び第２走査線群の二つの走査線群を用いる場合（すなわち、走査線群の数ｎ＝２の場合）を例とする。しかしながら、本実施形態に係る高解像度データ取得処理は、走査線群数ｎの数に拘泥されない。
(Fifth embodiment)
The ultrasonic diagnostic apparatus according to the fifth embodiment executes high-resolution data acquisition processing for generating an image in which a level difference is suppressed by interpolation processing even when the diagnostic region is slightly moved. is there. In the following, for the sake of specific explanation, a case where two scanning line groups of the first scanning line group and the second scanning line group are used (that is, the number of scanning line groups n = 2) is taken as an example. And However, the high resolution data acquisition process according to the present embodiment is not limited to the number of scanning line groups n.
図９は、本実施形態に係る高解像度データ取得処理の流れを示したフローチャートである。まず、所定の情報が入力されると（ステップＳＡ３１）、ＥＣＧユニット３５からのＥＣＧ波形のＲ波を基準として、第１走査線群と第２走査線群との間で走査線群を僅かにずらしなから（順次切り換えながら）、Ｂモードによる超音波走査が実行される（ステップＳＡ３２、ＳＡ３３、ＳＡ３４、・・・・）。すなわち、制御プロセッサ２８は、図１０に示すようなＥＣＧ波形において、奇数番目の心拍については第１走査線群についての超音波走査を実行し、偶数番目の心拍については第２走査線群についての超音波走査を実行ように、超音波送信ユニット２１、超音波受信ユニット２２を制御する。取得された各時相に対応する各受信ビーム群は、超音波受信ユニット２２を経由してＢモード処理ユニット２３に逐次送られる。Ｂモード処理ユニット２３は、各受信ビーム群に対して、対数増幅処理、包絡線検波処理等を実行する。
FIG. 9 is a flowchart showing the flow of high-resolution data acquisition processing according to this embodiment. First, when predetermined information is input (step SA31), the scan line group is slightly set between the first scan line group and the second scan line group with the R wave of the ECG waveform from the ECG unit 35 as a reference. Since it is not shifted (sequentially switching), ultrasonic scanning in the B mode is executed (steps SA32, SA33, SA34,...). That is, in the ECG waveform as shown in FIG. 10, the
次に、ＲＡＷデータメモリ２５は、各心拍において取得された各心時相に対応する第１受信ビーム群、第２の受信ビーム群を順次取得し、奇数心拍の各心時相に対応する第１ＲＡＷデータ、偶数心拍の各心時相に対応する第２ＲＡＷデータを取得する（ステップＳＢ３１、ＳＢ３２、・・・・）。
Next, the
次に、高解像度データ生成ユニット２６は、ＲＡＷデータメモリ２５において生成され
るＲＡＷデータを用いて、映像化対象領域に対応する全ＲＡＷデータを生成する（ステップＳＣ３１、ＳＣ３２、・・・・・）。すなわち、高解像度データ生成ユニット２６は、ＲＡＷデータメモリ２５から第１心拍の各時相に対応する第１ＲＡＷデータを受け取ると、当該各第１ＲＡＷデータを用いて、第１心拍の各時相に対応する第２ＲＡＷデータを補間処理によって生成する。この補間処理は、例えば図１１の例えば第１走査線群に含まれる走査線１、２、３、４から、第２走査線群に含まれる走査線５を合成する等の手法により実行される。高解像度データ生成ユニット２６は、補間処理によって生成された第１心拍の各時相に対応する第２ＲＡＷデータと、ＲＡＷデータメモリ２５から受け取った第１心拍の各時相に対応する第１ＲＡＷデータと、を用いて、第１心拍の各時相に対応する全ＲＡＷデータを生成する。
Next, the high resolution
次に、高解像度データ生成ユニット２６は、ＲＡＷデータメモリ２５から第２心拍の各時相に対応する第２ＲＡＷデータを受け取ると、当該各第２ＲＡＷデータと第１心拍の各時相に対応する第１ＲＡＷデータとを用いて、補間により生成された走査線群（補間走査線群）を生成する。例えば、高解像度データ生成ユニット２６は、図１１において第１走査線群に属する走査線４と第２走査線群に属する走査線５とから、補間走査線群に属する走査線６を生成する。高解像度データ生成ユニット２６は、補間処理によって生成された各時相に対応する補間走査線群と、第１心拍の各時相に対応する第１ＲＡＷデータと、ＲＡＷデータメモリ２５から受け取った第２心拍の各時相に対応する第２ＲＡＷデータと、を用いて、第２心拍の各時相に対応する全ＲＡＷデータを生成する。
Next, when receiving the second RAW data corresponding to each time phase of the second heartbeat from the
第３心拍以降においては、第１ＲＡＷデータ、第２ＲＡＷデータのそれぞれを逐次更新し、補間処理によって同様に補間走査線群に対応する走査線を生成し、各心拍の各時相に対応する全ＲＡＷデータを生成する。 After the third heart beat, each of the first RAW data and the second RAW data is sequentially updated, and a scanning line corresponding to the interpolation scanning line group is similarly generated by the interpolation process, and all the RAWs corresponding to each time phase of each heart beat are generated. Generate data.
ボリュームデータ生成ユニット２７は、高解像度データ生成ユニット２６において生成された、各心拍の各心時相に対応する全ＲＡＷデータをボリューム単位に変換し、各心拍の各心時相に対応するＢモードボリュームデータを生成する（ステップＳＤ３１、ＳＤ３２、・・・・・）。画像処理ユニット２８は、各心拍の各心時相に対応するＢモードボリュームデータを用いて、ボリュームレンダリング等の所定の処理を実行し、三次元画像を生成する。表示処理ユニット２９は、生成された三次元画像に対し、ダイナミックレンジ、輝度（ブライトネス）、コントラスト、γカーブ補正、ＲＧＢ変換等の各種を実行する。各種処理を受けた三次元画像は、例えば時系列で連続的にモニター１４に表示される（ステップＳＥ３１、ＳＥ３２、・・・）。
The volume
以上述べた構成によれば、第１走査線群を用いて、或いは第１走査線群と第２走査線群を用いて補間走査線群を生成し、第１、第２ＲＡＷデータと補間走査線群とを用いて全ＲＡＷデータを生成する。従って、第１走査線群の超音波走査と第２走査線群の超音波走査との間において対象臓器が種々の理由で僅かに動いたような場合であっても、補間走査線群によって全ＲＡＷデータ内の第１、第２ＲＡＷデータの間の段差を滑らかにすることができる。その結果、全体としてスムーズな三次元超音波画像を作成、提供することが可能となる。 According to the configuration described above, an interpolation scanning line group is generated using the first scanning line group or using the first scanning line group and the second scanning line group, and the first and second RAW data and the interpolation scanning line are generated. All RAW data is generated using groups. Therefore, even when the target organ moves slightly for various reasons between the ultrasonic scan of the first scan line group and the ultrasonic scan of the second scan line group, The level difference between the first and second RAW data in the RAW data can be smoothed. As a result, it is possible to create and provide a smooth three-dimensional ultrasonic image as a whole.
また、現実の超音波走査によって取得される受信ビーム群は、第１走査線群と第２走査線群とに対応するものである。従って、現実の走査線間隔は、例えば図１１の走査線１と走査線５との間の距離である。これに対し、本実施形態においては、補間走査線群を生成し全ＲＡＷデータの合成に用いるため、全ＲＡＷデータにおける走査線間隔は、例えば図１１の走査線５と走査線６との間の距離となり、現実の走査線間隔のルート２分の１となる。その結果、全体としてスムーズな三次元超音波画像を作成、提供することが可能となる。
In addition, the reception beam group acquired by actual ultrasonic scanning corresponds to the first scanning line group and the second scanning line group. Therefore, the actual scanning line interval is, for example, the distance between the
（第６の実施形態）
第６の実施形態に係る超音波診断装置１は、ＥＣＧ信号に基づいて心拍毎に走査線位置を変えて受信信号を収集する際に、何らかの理由で対象部位が僅かに移動した場合であっても、走査線の位置補正処理を行うことで、段差の抑制された画像を生成するための高解像度データ取得処理を実行するものである。
(Sixth embodiment)
The ultrasonic
図１２（ａ）、（ｂ）、（ｃ）は、本実施形態に係る高解像度データ取得処理を説明するための図である。対象部位が実質的に移動していない場合には、高解像度データ取得処理は、合成処理に十分な各走査線群が例えば図１２（ａ）に示すような所定の配列形態を有するものとして実行される。しかしながら、何らかの理由で対象部位が僅かに移動した場合、移動後の最新時相に対応する受信データは、図１２（ｂ）に示すように、過去時相に対応する受信データに対して位置がずれることとなる。 12A, 12B, and 12C are diagrams for explaining the high-resolution data acquisition process according to the present embodiment. When the target part is not substantially moved, the high-resolution data acquisition process is executed on the assumption that each scanning line group sufficient for the synthesis process has a predetermined arrangement form as shown in FIG. Is done. However, if the target part moves slightly for some reason, the received data corresponding to the latest time phase after the movement has a position relative to the received data corresponding to the past time phase, as shown in FIG. It will shift.
高解像度データ生成ユニット２６は、同一時相に対応する受信データ同士及び心時相が前後に対応する受信データ同士の少なくとも一方の間で位置を比較する。高解像度データ生成ユニット２６は、比較の結果、所定の値以上の位置ずれを検出した場合には、対象部位が移動したとして（対象部位と超音波プローブとの位置関係が変更されたとして）、位置ずれを検出した時相に対応する走査線群（及びこれに対応する受信データ）の空間的位置を、例えば図１２（ａ）の状態から図１２（ｂ）の状態に補正する。高解像度データ生成ユニット２６は、位置補正後の各走査線群に対応する受信データを用いて、高解像度データを生成する。
The high-resolution
なお、上記位置ずれは、同一時相に対応する受信データ同士、心時相が前後に対応する（時間的に隣り合う）受信データ同士、空間的に隣り合う受信データ同士の相関の少なくともいずれか一つの相関値に基づいて検出することができる。位置ずれを検出した場合には、例えば図１２（ｃ）に示す様に、比較する二つのデータの所定領域や所定位置（左室内膜位置等）を三次元的に検出し、その位置の変位ベクトルを算出し、当該走査線群の各位置に対応する各データの空間的位置を、変位ベクトルに基づいて移動させる。 Note that the above-mentioned positional deviation is at least one of the correlations between the reception data corresponding to the same time phase, the reception data corresponding to the front and back of the heart time phase (adjacent in time), and the reception data adjacent in space. Detection can be performed based on one correlation value. When a positional deviation is detected, for example, as shown in FIG. 12 (c), a predetermined region and a predetermined position (such as the left ventricular membrane position) of the two data to be compared are detected three-dimensionally, A displacement vector is calculated, and the spatial position of each data corresponding to each position of the scanning line group is moved based on the displacement vector.
以上述べた構成によれば、撮像中に対象部位が僅かに移動し、各時相に対応する走査線群の間で僅かな位置ずれが発生した場合であっても、当該位置ずれの影響を解消し、解像度の低下を抑制することが可能である。 According to the configuration described above, even when the target portion moves slightly during imaging and a slight positional deviation occurs between the scanning line groups corresponding to each time phase, the influence of the positional deviation is affected. It is possible to solve the problem and suppress a decrease in resolution.
（第７の実施形態）
第７の実施形態に係る超音波診断装置は、実際の超音波走査によって取得された異なる４つの走査線に対応する受信データに基づいて、補間走査線に対応する受信データを生成するものである。
(Seventh embodiment)
The ultrasonic diagnostic apparatus according to the seventh embodiment generates reception data corresponding to interpolation scanning lines based on reception data corresponding to four different scanning lines acquired by actual ultrasonic scanning. .
図１３は、本第７の実施形態に係る高解像度データ取得処理を説明するための図であり、映像化対象領域をＣ面の法線方向から見た場合の走査線の分布を示した図である。同図の例では、第１走査線群〜第４走査線群の各走査線が正方形の各頂点に位置するように走査線群を分類したものである。 FIG. 13 is a diagram for explaining the high-resolution data acquisition processing according to the seventh embodiment, and is a diagram showing the distribution of scanning lines when the imaging target region is viewed from the normal direction of the C plane. It is. In the example of the figure, the scanning line group is classified so that each scanning line of the first scanning line group to the fourth scanning line group is positioned at each vertex of the square.
同図において、正方形の各頂点に対応する第１走査線群〜第４走査線群の各走査線に対応する各受信データを用いて、補間走査線群に含まれる一つの走査線を補間する（例えば、走査線１、２、３、４に対応する各受信データを用いて、走査線５に対応する受信データを補間する）。高解像度データ生成ユニット２６は、第１走査線群〜第４走査線群の各走査線に対応する受信データ、及び補間走査線群の走査線に対応する受信データを用いて、全ＲＡＷデータを生成する。従って、第１走査線群〜第４走査線群の間で空間的な位置ずれ等が発生した場合であっても、補間データにより、空間的な位置ずれを抑制することができ、滑らかな三次元画像を生成し表示することができる。
In the figure, one scanning line included in the interpolation scanning line group is interpolated using each received data corresponding to each scanning line of the first scanning line group to the fourth scanning line group corresponding to each vertex of the square. (For example, the received data corresponding to the
また、図１４は、本第７の実施形態に係る高解像度データ取得処理の他の適用例を説明するための図である。同図に示すように、第１〜第４走査線群を連続して超音波走査する場合、心拍の異なる第１〜第４走査線群の間で、本来対応する心時相がフレームレートの１／２程度ずれる場合がある。係る場合においても、本実施形態に係る高解像度データ取得処理を実行することで、時間的なずれを抑制することができ、滑らかな三次元画像を生成し表示することができる。 FIG. 14 is a diagram for explaining another application example of the high-resolution data acquisition process according to the seventh embodiment. As shown in the figure, when the first to fourth scanning line groups are continuously ultrasonically scanned, the corresponding cardiac time phase is the frame rate between the first to fourth scanning line groups having different heartbeats. There may be a deviation of about 1/2. Even in such a case, by executing the high-resolution data acquisition process according to the present embodiment, it is possible to suppress a time lag and generate and display a smooth three-dimensional image.
なお、本発明は上記実施形態そのままに限定されるものではなく、実施段階ではその要旨を逸脱しない範囲で構成要素を変形して具体化できる。具体的な変形例としては、例えば次のようなものがある。 Note that the present invention is not limited to the above-described embodiment as it is, and can be embodied by modifying the constituent elements without departing from the scope of the invention in the implementation stage. Specific examples of modifications are as follows.
（１）本実施形態に係る各機能は、当該処理を実行するプログラムをワークステーション等のコンピュータにインストールし、これらをメモリ上で展開することによっても実現することができる。このとき、コンピュータに当該手法を実行させることのできるプログラムは、磁気ディスク（フロッピー（登録商標）ディスク、ハードディスクなど）、光ディスク（ＣＤ−ＲＯＭ、ＤＶＤなど）、半導体メモリなどの記録媒体に格納して頒布することも可能である。 (1) Each function according to the present embodiment can also be realized by installing a program for executing the processing in a computer such as a workstation and developing the program on a memory. At this time, a program capable of causing the computer to execute the technique is stored in a recording medium such as a magnetic disk (floppy (registered trademark) disk, hard disk, etc.), an optical disk (CD-ROM, DVD, etc.), or a semiconductor memory. It can also be distributed.
（２）上記各実施形態においては、心臓を対象とし、心拍同期信号を利用する構成で説明している。しかしながら、診断対象（映像化対象）は心臓に限らず、他の臓器であってもよい。第１走査線群〜第４走査線群を切り換える基準としての生体信号も、ＥＣＧ波形に拘泥されず、例えば臓器を腹部領域にした場合、同期信号は呼吸の周期信号を利用することも可能である。 (2) In each of the above-described embodiments, the heart is the target, and the configuration using the heartbeat synchronization signal is described. However, the diagnosis target (imaging target) is not limited to the heart, and may be another organ. The biological signal as a reference for switching the first scanning line group to the fourth scanning line group is not limited to the ECG waveform. For example, when the organ is an abdominal region, it is possible to use a respiration periodic signal as the synchronization signal. is there.
また、上記実施形態に開示されている複数の構成要素の適宜な組み合わせにより、種々の発明を形成できる。例えば、実施形態に示される全構成要素から幾つかの構成要素を削除してもよい。さらに、異なる実施形態にわたる構成要素を適宜組み合わせてもよい。 In addition, various inventions can be formed by appropriately combining a plurality of components disclosed in the embodiment. For example, some components may be deleted from all the components shown in the embodiment. Furthermore, constituent elements over different embodiments may be appropriately combined.
以上本発明によれば、を実現することができる。 As described above, the present invention can be realized.
１…超音波診断装置、１２…超音波プローブ、１３…入力装置、１４…モニター、２１…超音波送信ユニット、２２…超音波受信ユニット、２３…Ｂモード処理ユニット、２４…血流検出ユニット、２５…ＲＡＷデータメモリ、２６…高解像度データ生成ユニット２６…ボリュームデータ生成ユニット、２８…画像処理ユニット、２９…制御プロセッサ、３０…表示処理ユニット、３１…記憶ユニット、３２…インタフェースユニット
DESCRIPTION OF
Claims (14)
心時相が対応し且つ心拍が異なる前記複数の受信データを用いた合成処理を実行し、前記複数心拍の少なくとも一つの各心時相に対応する複数のボリュームデータを生成するデータ生成ユニットと、
前記複数のボリュームデータを用いて、前記各時相に対応する超音波画像を生成する画像生成ユニットと、
前記各時相に対応する超音波画像を表示する表示ユニットと、
を具備することを特徴とする超音波診断装置。 While switching a plurality of scanning line groups in which all scanning lines defined in a three-dimensional region including at least a part of the heart of the subject are classified by a combination of different scanning lines for each heartbeat based on the biological signal of the subject A data acquisition unit for acquiring a plurality of received data corresponding to each cardiac time phase of a plurality of heartbeats by continuously performing ultrasonic scanning;
A data generation unit that performs synthesis processing using the plurality of received data corresponding to cardiac phases and having different heartbeats, and generates a plurality of volume data corresponding to at least one cardiac phase of the plurality of heartbeats;
An image generation unit that generates an ultrasonic image corresponding to each time phase using the plurality of volume data;
A display unit for displaying an ultrasonic image corresponding to each time phase;
An ultrasonic diagnostic apparatus comprising:
前記複数の走査線群のそれぞれに対応する前記複数の受信データが取得される前においては、前記複数の受信データ少なくとも一つと前記補間データとを用いて前記合成処理を実行し、
前記複数の走査線群のそれぞれに対応する複数の受信データが取得された後においては、前記複数の走査線群のそれぞれに対応する前記複数の受信データを用いて前記合成処理を実行すること、
を特徴とする請求項３記載の超音波診断装置。 The data generation unit includes:
Before the plurality of reception data corresponding to each of the plurality of scanning line groups is acquired, the combining process is executed using at least one of the plurality of reception data and the interpolation data,
After a plurality of received data corresponding to each of the plurality of scanning line groups is acquired, the combining process is performed using the plurality of received data corresponding to each of the plurality of scanning line groups;
The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 3.
前記複数の受信データを用いて、前記複数の受信データ取得において用いられる超音波プローブと前記心臓との位置関係の変化を算出し、
前記算出した位置関係の変化が所定の値より大きい場合には、前記合成処理を停止し、各心拍の各心時相に対応する一つの前記受信データを用いて前記合成処理を実行すること、
を特徴とする請求項１乃至５のうちいずれか一項記載の超音波診断装置。 The data generation unit includes:
Using the plurality of reception data, calculating a change in the positional relationship between the ultrasound probe used in the plurality of reception data acquisition and the heart,
If the calculated positional change is greater than a predetermined value, stop the synthesis process and execute the synthesis process using one received data corresponding to each cardiac time phase of each heartbeat;
The ultrasonic diagnostic apparatus according to any one of claims 1 to 5, wherein:
前記算出した位置関係に基づいて、前記複数の受信データの少なくとも一つに対し位置補正処理を行い、前記合成処理を実行すること、
を特徴とする請求項１乃至５のうちいずれか一項記載の超音波診断装置。 The data generation unit uses the plurality of reception data to calculate a change in the positional relationship between the ultrasound probe used in the plurality of reception data acquisition and the heart,
Performing position correction processing on at least one of the plurality of received data based on the calculated positional relationship, and executing the combining processing;
The ultrasonic diagnostic apparatus according to any one of claims 1 to 5, wherein:
前記データ生成ユニットは、前記選択手段によって選択された前記複数の受信データを用いて、前記合成処理を実行すること、
を特徴とする請求項１乃至１０のうちいずれか一項記載の超音波診断装置。 A selection means for selecting, for each heartbeat, the reception data used for the synthesis process among the plurality of reception data;
The data generation unit performs the combining process using the plurality of received data selected by the selection unit;
The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1, wherein:
時間的に連続する少なくとも二つの前記受信データを用いた補間処理により、補間データを生成し、
前記複数の受信データ及び前記補間データを用いて、前記合成処理を実行すること、
を特徴とする請求項１乃至５のうちいずれか一項記載の超音波診断装置。 The data generation unit includes:
Interpolation data is generated by interpolation using at least two received data that are temporally continuous,
Performing the synthesis process using the plurality of received data and the interpolation data;
The ultrasonic diagnostic apparatus according to any one of claims 1 to 5, wherein:
心時相が対応し且つ心拍が異なる前記複数の受信データを用いた合成処理を実行し、前記複数心拍の少なくとも一つの各心時相に対応する複数のボリュームデータを生成するデータ生成ユニットと、
前記複数のボリュームデータを用いて、前記各時相に対応する超音波画像を生成する画像生成ユニットと、
前記各時相に対応する超音波画像を表示する表示ユニットと、
を具備することを特徴とする超音波画像処理装置。 While switching a plurality of scanning line groups in which all scanning lines defined in a three-dimensional region including at least a part of the heart of the subject are classified by a combination of different scanning lines for each heartbeat based on the biological signal of the subject A storage unit for storing a plurality of received data corresponding to each cardiac time phase of a plurality of heartbeats obtained by continuously performing ultrasonic scanning;
A data generation unit that performs synthesis processing using the plurality of received data corresponding to cardiac phases and having different heartbeats, and generates a plurality of volume data corresponding to at least one cardiac phase of the plurality of heartbeats;
An image generation unit that generates an ultrasonic image corresponding to each time phase using the plurality of volume data;
A display unit for displaying an ultrasonic image corresponding to each time phase;
An ultrasonic image processing apparatus comprising:
被検体の心臓の少なくとも一部を含む三次元領域において定義される全走査線を異なる走査線の組み合わせで分類した複数の走査線群を、前記被検体の生体信号を基準として心拍毎に切り換えながら連続的に超音波走査させることで、複数心拍の各心時相に対応する複数の受信データを取得させるデータ取得機能と、
心時相が対応し且つ心拍が異なる前記複数の受信データを用いた合成処理を実行し、前記複数心拍の少なくとも一つの各心時相に対応する複数のボリュームデータを生成させるデータ生成機能と、
前記複数のボリュームデータを用いて、前記各時相に対応する超音波画像を生成させる画像生成機能と、
前記各時相に対応する超音波画像を表示させる表示機能と、
を実現させることを特徴とする超音波画像取得プログラム。 On the computer,
While switching a plurality of scanning line groups in which all scanning lines defined in a three-dimensional region including at least a part of the heart of the subject are classified by a combination of different scanning lines for each heartbeat based on the biological signal of the subject A data acquisition function for acquiring a plurality of received data corresponding to each cardiac time phase of a plurality of heartbeats by continuously performing ultrasonic scanning,
A data generation function for executing a synthesizing process using the plurality of received data corresponding to cardiac time phases and having different heartbeats, and generating a plurality of volume data corresponding to at least one cardiac time phase of the plurality of heartbeats;
An image generation function for generating an ultrasonic image corresponding to each time phase using the plurality of volume data;
A display function for displaying an ultrasonic image corresponding to each time phase;
An ultrasonic image acquisition program characterized by realizing the above.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2011135642A JP2013000414A (en) | 2011-06-17 | 2011-06-17 | Ultrasonic diagnosis apparatus, ultrasonic image processing apparatus, and ultrasonic image capturing program |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2011135642A JP2013000414A (en) | 2011-06-17 | 2011-06-17 | Ultrasonic diagnosis apparatus, ultrasonic image processing apparatus, and ultrasonic image capturing program |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2013000414A true JP2013000414A (en) | 2013-01-07 |
Family
ID=47669620
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2011135642A Withdrawn JP2013000414A (en) | 2011-06-17 | 2011-06-17 | Ultrasonic diagnosis apparatus, ultrasonic image processing apparatus, and ultrasonic image capturing program |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP2013000414A (en) |
Cited By (7)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2016509889A (en) * | 2013-03-15 | 2016-04-04 | コナヴィ メディカル インコーポレーテッド | Data display and processing algorithms for 3D imaging systems |
| JP2017136251A (en) * | 2016-02-04 | 2017-08-10 | 株式会社日立製作所 | Ultrasonic imaging apparatus and ultrasonic imaging method |
| JP2018140073A (en) * | 2017-02-28 | 2018-09-13 | キヤノンメディカルシステムズ株式会社 | Ultrasonic diagnostic apparatus, image processing apparatus and image processing program |
| JP2019514613A (en) * | 2016-05-12 | 2019-06-06 | フジフィルム ソノサイト インコーポレイテッド | System and method for determining structure dimensions in medical images |
| US20200022679A1 (en) * | 2018-07-20 | 2020-01-23 | Canon Medical Systems Corporation | Ultrasound diagnostic apparatus and non-transitory storage medium |
| US20210137501A1 (en) * | 2019-10-04 | 2021-05-13 | Canon Medical Systems Corporation | Ultrasound diagnostic apparatus and examination method |
| JP2021112437A (en) * | 2020-01-21 | 2021-08-05 | 株式会社日立製作所 | Ultrasonic diagnostic device and three-dimensional image formation method |
-
2011
- 2011-06-17 JP JP2011135642A patent/JP2013000414A/en not_active Withdrawn
Cited By (12)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2016509889A (en) * | 2013-03-15 | 2016-04-04 | コナヴィ メディカル インコーポレーテッド | Data display and processing algorithms for 3D imaging systems |
| JP2017136251A (en) * | 2016-02-04 | 2017-08-10 | 株式会社日立製作所 | Ultrasonic imaging apparatus and ultrasonic imaging method |
| JP2019514613A (en) * | 2016-05-12 | 2019-06-06 | フジフィルム ソノサイト インコーポレイテッド | System and method for determining structure dimensions in medical images |
| US11744554B2 (en) | 2016-05-12 | 2023-09-05 | Fujifilm Sonosite, Inc. | Systems and methods of determining dimensions of structures in medical images |
| JP2018140073A (en) * | 2017-02-28 | 2018-09-13 | キヤノンメディカルシステムズ株式会社 | Ultrasonic diagnostic apparatus, image processing apparatus and image processing program |
| US11185308B2 (en) | 2017-02-28 | 2021-11-30 | Canon Medical Systems Corporation | Ultrasound diagnosis apparatus, image processing apparatus, and image processing method |
| US20200022679A1 (en) * | 2018-07-20 | 2020-01-23 | Canon Medical Systems Corporation | Ultrasound diagnostic apparatus and non-transitory storage medium |
| US11690598B2 (en) | 2018-07-20 | 2023-07-04 | Canon Medical Systems Corporation | Ultrasound diagnostic apparatus and non-transitory storage medium |
| US20210137501A1 (en) * | 2019-10-04 | 2021-05-13 | Canon Medical Systems Corporation | Ultrasound diagnostic apparatus and examination method |
| US11896435B2 (en) * | 2019-10-04 | 2024-02-13 | Canon Medical Systems Corporation | Ultrasound diagnostic apparatus and examination method |
| JP2021112437A (en) * | 2020-01-21 | 2021-08-05 | 株式会社日立製作所 | Ultrasonic diagnostic device and three-dimensional image formation method |
| JP7348849B2 (en) | 2020-01-21 | 2023-09-21 | 富士フイルムヘルスケア株式会社 | Ultrasonic diagnostic device and three-dimensional image forming method |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| JP5624258B2 (en) | Ultrasonic diagnostic apparatus, ultrasonic image processing apparatus, and ultrasonic image processing program | |
| JP6125281B2 (en) | Medical image diagnostic apparatus, medical image processing apparatus, and control program | |
| JP5586203B2 (en) | Ultrasonic diagnostic apparatus, ultrasonic image processing apparatus, and ultrasonic image processing program | |
| WO2012032988A1 (en) | Ultrasound diagnostic device, image-processing device and image-processing method | |
| JP5897674B2 (en) | Ultrasonic diagnostic apparatus, image processing apparatus, and image processing program | |
| JP6560010B2 (en) | Medical image diagnostic apparatus and medical image display apparatus | |
| JP5943373B2 (en) | Ultrasonic diagnostic apparatus, ultrasonic image processing apparatus, medical image diagnostic apparatus, medical image processing apparatus, and medical image processing program | |
| JP2013000414A (en) | Ultrasonic diagnosis apparatus, ultrasonic image processing apparatus, and ultrasonic image capturing program | |
| JP7150800B2 (en) | Motion-adaptive visualization in medical 4D imaging | |
| US9888905B2 (en) | Medical diagnosis apparatus, image processing apparatus, and method for image processing | |
| JP2011139854A (en) | Ultrasonic diagnosis apparatus, medical image processing apparatus, and medical image processing program | |
| JP6207864B2 (en) | Ultrasonic diagnostic apparatus, ultrasonic image processing apparatus, and medical image diagnostic apparatus | |
| JP6109498B2 (en) | Ultrasonic diagnostic apparatus and ultrasonic diagnostic apparatus control program | |
| JP6640444B2 (en) | Ultrasonic diagnostic apparatus, ultrasonic image processing apparatus, and ultrasonic image processing program | |
| US20120203111A1 (en) | Ultrasonic diagnostic apparatus, ultrasonic image processing apparatus, and ultrasonic image acquisition method | |
| US20120095341A1 (en) | Ultrasonic image processing apparatus and ultrasonic image processing method | |
| JP5417047B2 (en) | Ultrasonic diagnostic equipment | |
| JP5366372B2 (en) | Ultrasonic diagnostic apparatus and ultrasonic image data generation program | |
| JP5784085B2 (en) | Ultrasonic diagnostic apparatus, ultrasonic image processing apparatus, and ultrasonic image processing program | |
| JP2006141451A (en) | Ultrasonic diagnostic apparatus | |
| JP6727363B2 (en) | Medical diagnostic apparatus, medical image processing apparatus, and medical image processing method | |
| JP5624581B2 (en) | Ultrasonic diagnostic apparatus, ultrasonic image processing apparatus, and ultrasonic image processing program | |
| JP5570927B2 (en) | Ultrasonic diagnostic apparatus, ultrasonic image treatment apparatus, medical image processing apparatus, and ultrasonic image processing program | |
| JP2019162222A (en) | Ultrasonic diagnostic device, medical image processing device, and ultrasonic image display program | |
| JP2014008226A (en) | Ultrasound diagnostic apparatus, image processing device, and image processing program |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| RD04 | Notification of resignation of power of attorney |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A7424 Effective date: 20131205 |
|
| RD04 | Notification of resignation of power of attorney |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A7424 Effective date: 20131212 |
|
| RD04 | Notification of resignation of power of attorney |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A7424 Effective date: 20131219 |
|
| RD04 | Notification of resignation of power of attorney |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A7424 Effective date: 20131226 |
|
| RD04 | Notification of resignation of power of attorney |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A7424 Effective date: 20140109 |
|
| A300 | Withdrawal of application because of no request for examination |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A300 Effective date: 20140902 |