JP2024034087A - Ultrasound diagnostic device and blood flow image data generation method - Google Patents
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Abstract
【課題】心拍動の影響が比較的小さい時相における血流画像データのＳ／Ｎ（Signal/Noise）を向上させること。【解決手段】実施形態の超音波診断装置は、収集部と、計算部と、決定部と、生成部とを備える。収集部は、超音波送受信により同一位置からの反射波データを時間方向へ複数フレームにわたって収集することにより同一位置の反射波データのデータ列を収集する。計算部は、前記反射波データのデータ列の時間方向の変動について複数の位置の間の一致性を示す評価値を計算する。決定部は、前記評価値に基づいて、超音波送信条件、受信信号処理及び画像処理の少なくとも１つを決定する。生成部は、前記決定部により決定された前記超音波送信条件、前記受信信号処理及び前記画像処理の前記少なくとも１つに基づく血流画像データを生成する。【選択図】図１An object of the present invention is to improve the S/N (Signal/Noise) of blood flow image data in a time phase in which the influence of heartbeat is relatively small. An ultrasound diagnostic apparatus according to an embodiment includes a collection section, a calculation section, a determination section, and a generation section. The collection unit collects reflected wave data from the same position over a plurality of frames in the time direction by ultrasonic transmission and reception, thereby collecting a data string of reflected wave data at the same position. The calculation unit calculates an evaluation value indicating consistency between a plurality of positions with respect to fluctuations in the time direction of the data string of the reflected wave data. The determining unit determines at least one of ultrasound transmission conditions, received signal processing, and image processing based on the evaluation value. The generation unit generates blood flow image data based on at least one of the ultrasound transmission conditions, the received signal processing, and the image processing determined by the determination unit. [Selection diagram] Figure 1
Description
本発明の実施形態は、超音波診断装置及び血流画像データ生成方法に関する。 Embodiments of the present invention relate to an ultrasonic diagnostic apparatus and a blood flow image data generation method.
近年、カラーフローマッピング（ＣＦＭ：Color Flow Mapping）法において、従来は生体の組織に邪魔されて表示できなかった生体の動きの速度を下回る低流速の微細な血流を表示できる手法が開発されている。例えば、このような手法として、高フレームレートで低流速の微細な血流が描出された血流画像データを生成することを可能とするＳＭＩ（Superb Micro-vascular Imaging）という技術がある。ＳＭＩは、限られた速度レンジ内において、組織からの反射波（エコー）信号を効率的に抑圧し、低流速の微細な血流が描出を描出することが可能な映像化機能である。 In recent years, a color flow mapping (CFM) method has been developed that can display minute blood flow at a low flow rate below the speed of the body's movement, which previously could not be displayed due to interference with body tissues. There is. For example, as such a method, there is a technology called SMI (Superb Micro-vascular Imaging) that makes it possible to generate blood flow image data depicting minute blood flows at a high frame rate and at a low flow rate. SMI is an imaging function that can efficiently suppress reflected wave (echo) signals from tissues within a limited speed range and visualize fine blood flow at low flow velocity.
ここで、ＳＭＩにおいて、更に血流信号の感度を上げたいというユーザの要望がある。そこで、単純に、血流信号を加算平均したり、送信超音波の強度を上げたりすることが考えられる。ここで、心臓の拍動（心拍動）により大きく動く血流以外の組織（例えば、肝左葉、腹部大動脈、心壁等）が関心領域に含まれる領域を映像化の対象としてＳＭＩを用いると、周期的に高強度のアーチファクトが発生する。そのため、単純に、血流信号を加算平均する場合、周期的に発生する心拍動由来のアーチファクトも加算されてしまう。また、送信超音波の強度を上げる場合、超音波プローブの発熱量が安全規制に基づく発熱量を超えないようにする必要がある。このため、おのずと、送信超音波の強度が制限されてしまう。 Here, in SMI, there is a user's desire to further increase the sensitivity of blood flow signals. Therefore, it is conceivable to simply add and average the blood flow signals or increase the intensity of the transmitted ultrasonic waves. Here, if SMI is used to visualize a region in which tissues other than blood flow that move significantly due to heart beats (heartbeats) (e.g. left lobe of the liver, abdominal aorta, heart wall, etc.) are included in the region of interest, , periodic high-intensity artifacts occur. Therefore, when blood flow signals are simply averaged, artifacts derived from periodically occurring heartbeats are also added. Furthermore, when increasing the intensity of transmitted ultrasound, it is necessary to ensure that the amount of heat generated by the ultrasound probe does not exceed the amount of heat generated based on safety regulations. Therefore, the intensity of the transmitted ultrasound is naturally limited.
本発明が解決しようとする課題は、心拍動の影響が比較的小さい時相における血流画像データのＳ／Ｎ（Signal/Noise）を向上させることができる超音波診断装置及び血流画像データ生成方法を提供することである。 The problem to be solved by the present invention is an ultrasonic diagnostic apparatus and blood flow image data generation capable of improving the S/N (Signal/Noise) of blood flow image data in a time phase in which the influence of heartbeat is relatively small. The purpose is to provide a method.
実施形態の超音波診断装置は、収集部と、計算部と、決定部と、生成部とを備える。収集部は、超音波送受信により同一位置からの反射波データを時間方向へ複数フレームにわたって収集することにより同一位置の反射波データのデータ列を収集する。計算部は、前記反射波データのデータ列の時間方向の変動について複数の位置の間の一致性を示す評価値を計算する。決定部は、前記評価値に基づいて、超音波送信条件、受信信号処理及び画像処理の少なくとも１つを決定する。生成部は、前記決定部により決定された前記超音波送信条件、前記受信信号処理及び前記画像処理の前記少なくとも１つに基づく血流画像データを生成する。 The ultrasonic diagnostic apparatus of the embodiment includes a collection section, a calculation section, a determination section, and a generation section. The collection unit collects a data string of reflected wave data at the same position by collecting reflected wave data from the same position over a plurality of frames in the time direction by ultrasonic transmission and reception. The calculation unit calculates an evaluation value indicating consistency between a plurality of positions with respect to fluctuations in the time direction of the data string of the reflected wave data. The determining unit determines at least one of ultrasound transmission conditions, received signal processing, and image processing based on the evaluation value. The generation unit generates blood flow image data based on at least one of the ultrasound transmission conditions, the received signal processing, and the image processing determined by the determination unit.
以下、図面を参照して、実施形態に係る超音波診断装置及び血流画像データ生成方法を説明する。なお、実施形態は、以下の実施形態に限られるものではない。 DESCRIPTION OF THE PREFERRED EMBODIMENTS An ultrasonic diagnostic apparatus and a blood flow image data generation method according to an embodiment will be described below with reference to the drawings. Note that the embodiments are not limited to the following embodiments.
（実施形態）
まず、実施形態に係る超音波診断装置の構成について説明する。図１は、実施形態に係る超音波診断装置の構成例を示すブロック図である。図１に例示するように、実施形態に係る超音波診断装置は、超音波プローブ１と、モニタ２と、入力装置３と、装置本体１０とを有する。
(Embodiment)
First, the configuration of an ultrasonic diagnostic apparatus according to an embodiment will be described. FIG. 1 is a block diagram showing a configuration example of an ultrasound diagnostic apparatus according to an embodiment. As illustrated in FIG. 1, the ultrasonic diagnostic apparatus according to the embodiment includes an ultrasonic probe 1, a monitor 2, an input device 3, and an apparatus main body 10.
超音波プローブ１は、超音波の送受信を行なうために、装置本体１０に接続される。超音波プローブ１は、例えば、複数の圧電振動子を有する。これら複数の圧電振動子は、装置本体１０が有する送受信回路１１から供給される駆動信号（駆動パルス）に基づき超音波を発生する。例えば、複数の圧電振動子は、送受信回路１１から印加される電圧の大きさに応じた強度の超音波を被検体Ｐに送信する。また、超音波プローブ１が有する複数の圧電振動子は、被検体Ｐからの反射波（エコー）を受信し、受信した反射波を電気信号（反射波信号）に変換し、反射波信号を装置本体１０に送信する。また、超音波プローブ１は、圧電振動子に設けられる整合層と、圧電振動子から後方への超音波の伝播を防止するバッキング材等を有する。なお、超音波プローブ１は、装置本体１０と着脱自在に接続される。 The ultrasonic probe 1 is connected to the apparatus main body 10 in order to transmit and receive ultrasonic waves. The ultrasound probe 1 includes, for example, a plurality of piezoelectric vibrators. These plurality of piezoelectric vibrators generate ultrasonic waves based on a drive signal (drive pulse) supplied from a transmitting/receiving circuit 11 included in the main body 10 of the apparatus. For example, the plurality of piezoelectric vibrators transmit ultrasonic waves having an intensity corresponding to the magnitude of the voltage applied from the transmitting/receiving circuit 11 to the subject P. In addition, the plurality of piezoelectric vibrators included in the ultrasound probe 1 receive reflected waves (echoes) from the subject P, convert the received reflected waves into electrical signals (reflected wave signals), and transmit the reflected wave signals to the device. It is transmitted to the main body 10. Further, the ultrasonic probe 1 includes a matching layer provided on the piezoelectric vibrator and a backing material that prevents propagation of ultrasonic waves backward from the piezoelectric vibrator. Note that the ultrasonic probe 1 is detachably connected to the apparatus main body 10.
超音波プローブ１から被検体Ｐに超音波が送信されると、送信された超音波は、被検体Ｐの体内組織における音響インピーダンスの不連続面で次々と反射され、反射波として超音波プローブ１が有する複数の圧電振動子にて受信される。受信される反射波の振幅は、超音波が反射される不連続面における音響インピーダンスの差に依存する。なお、送信された超音波パルスが、移動している血流や心臓壁等の表面で反射された場合の反射波は、ドプラ効果により、移動体の超音波送信方向に対する速度成分に依存して、周波数偏移を受ける。 When ultrasonic waves are transmitted from the ultrasound probe 1 to the subject P, the transmitted ultrasound waves are successively reflected by discontinuous surfaces of acoustic impedance in the body tissue of the subject P, and are transmitted to the ultrasound probe 1 as reflected waves. is received by a plurality of piezoelectric vibrators possessed by the camera. The amplitude of the received reflected wave depends on the difference in acoustic impedance at the discontinuity surface from which the ultrasound wave is reflected. Note that when a transmitted ultrasound pulse is reflected from a moving bloodstream or a surface such as a heart wall, the reflected wave depends on the velocity component of the moving object in the ultrasound transmission direction due to the Doppler effect. , subject to frequency deviation.
なお、実施形態は、超音波プローブ１が、被検体Ｐを２次元で走査する１Ｄアレイプローブであっても、被検体Ｐを３次元で走査するメカニカル４Ｄプローブや２Ｄアレイプローブであっても適用可能である。 Note that the embodiments are applicable even if the ultrasound probe 1 is a 1D array probe that scans the subject P in two dimensions, or a mechanical 4D probe or 2D array probe that scans the subject P in three dimensions. It is possible.
入力装置３は、マウス、キーボード、ボタン、パネルスイッチ、タッチコマンドスクリーン、フットスイッチ、トラックボール、ジョイスティック等により実現される。入力装置３は、超音波診断装置の操作者からの各種設定要求を受け付け、受け付けた各種設定要求を装置本体１０に転送する。 The input device 3 is implemented by a mouse, keyboard, button, panel switch, touch command screen, foot switch, trackball, joystick, or the like. The input device 3 receives various setting requests from an operator of the ultrasound diagnostic apparatus, and transfers the received various setting requests to the apparatus main body 10.
モニタ２は、超音波診断装置の操作者が入力装置３を用いて各種設定要求を入力するためのＧＵＩ（Graphical User Interface）を表示したり、装置本体１０において生成された超音波画像データが示す超音波画像等を表示したりする。モニタ２は、液晶モニタやＣＲＴ（Cathode Ray Tube）モニタ等によって実現される。 The monitor 2 displays a GUI (Graphical User Interface) for the operator of the ultrasonic diagnostic apparatus to input various setting requests using the input device 3, and displays the ultrasonic image data generated in the apparatus main body 10. Display ultrasound images, etc. The monitor 2 is realized by a liquid crystal monitor, a CRT (Cathode Ray Tube) monitor, or the like.
装置本体１０は、超音波プローブ１から送信される反射波信号に基づいて超音波画像データを生成する装置である。図１に示す装置本体１０は、２次元の反射波信号に基づいて２次元の超音波画像データを生成可能であり、３次元の反射波信号に基づいて３次元の超音波画像データを生成可能な装置である。ただし、実施形態では、装置本体１０が、２次元データ専用の装置である場合であっても適用可能である。 The device main body 10 is a device that generates ultrasound image data based on reflected wave signals transmitted from the ultrasound probe 1. The apparatus main body 10 shown in FIG. 1 can generate two-dimensional ultrasound image data based on a two-dimensional reflected wave signal, and can generate three-dimensional ultrasound image data based on a three-dimensional reflected wave signal. It is a very good device. However, the embodiment is applicable even when the device main body 10 is a device exclusively for two-dimensional data.
装置本体１０は、図１に例示するように、送受信回路１１と、バッファ１２と、Ｂモード処理回路１３と、ドプラ処理回路１４と、画像生成回路１５と、画像メモリ１６と、内部記憶回路１７と、処理回路１８とを有する。 As illustrated in FIG. 1, the device main body 10 includes a transmitting/receiving circuit 11, a buffer 12, a B-mode processing circuit 13, a Doppler processing circuit 14, an image generation circuit 15, an image memory 16, and an internal storage circuit 17. and a processing circuit 18.
送受信回路１１は、後述する処理回路１８の指示に基づいて、超音波プローブ１が行なう超音波走査を制御する。なお、超音波走査とは、例えば、超音波送受信を指す。送受信回路１１は、パルス発生器、送信遅延回路、パルサ等を有し、超音波プローブ１に駆動信号を供給する。パルス発生器は、所定の繰り返し周波数（ＰＲＦ：Pulse Repetition Frequency）で送信超音波を形成するためのレートパルスを繰り返し発生する。また、送信遅延回路は、超音波プローブ１から発生される超音波をビーム状に集束し、かつ送信指向性を決定するために必要な圧電振動子ごとの遅延時間を、パルス発生器が発生する各レートパルスに対し与える。また、パルサは、レートパルスに基づくタイミングで、超音波プローブ１に駆動信号を印加する。すなわち、送信遅延回路は、各レートパルスに対し与える遅延時間を変化させることで、圧電振動子面から送信される超音波の送信方向を任意に調整する。 The transmitting/receiving circuit 11 controls ultrasonic scanning performed by the ultrasonic probe 1 based on instructions from a processing circuit 18, which will be described later. Note that ultrasonic scanning refers to, for example, ultrasonic transmission and reception. The transmission/reception circuit 11 includes a pulse generator, a transmission delay circuit, a pulser, etc., and supplies a drive signal to the ultrasound probe 1. The pulse generator repeatedly generates rate pulses for forming transmitted ultrasound waves at a predetermined repetition frequency (PRF: Pulse Repetition Frequency). In addition, in the transmission delay circuit, a pulse generator generates a delay time for each piezoelectric vibrator necessary for focusing the ultrasound generated from the ultrasound probe 1 into a beam shape and determining the transmission directivity. Give for each rate pulse. Further, the pulser applies a drive signal to the ultrasound probe 1 at a timing based on the rate pulse. That is, the transmission delay circuit arbitrarily adjusts the transmission direction of the ultrasonic waves transmitted from the piezoelectric vibrator surface by changing the delay time given to each rate pulse.
なお、送受信回路１１は、処理回路１８の指示に基づいて、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。 Note that the transmitting/receiving circuit 11 has a function that can instantaneously change the transmission frequency, transmission drive voltage, etc. in order to execute a predetermined scan sequence based on instructions from the processing circuit 18. In particular, changing the transmission drive voltage is realized by a linear amplifier-type oscillation circuit that can instantly switch its value, or by a mechanism that electrically switches multiple power supply units.
例えば、送受信回路１１は、処理回路１８の制御により、フレーム間のデータ列をドプラデータ列として収集する超音波走査を超音波プローブ１に実行させる（例えば、特許第３７２４８４６号，特開２０１４－４２８２３号公報等を参照）。すなわち、本実施形態にかかる超音波プローブ１及び送受信回路１１は、同一位置からの反射波データを時間方向へ複数フレームにわたって収集することにより同一位置の反射波データのデータ列を収集する。超音波プローブ１及び送受信回路１１は、収集部の一例である。例えば、送受信回路１１は、処理回路１８の制御により、第１走査範囲内の移動体の運動に関する情報を取得する第１超音波走査を超音波プローブ１に実行させ、第２走査範囲内の組織形状の情報を取得する第２超音波走査として当該第２走査範囲を分割した複数の分割範囲それぞれの超音波走査を、第１超音波走査の間に時分割で超音波プローブ１に実行させる。なお、第１超音波走査は、１フレームに同一走査線を１回走査する超音波走査であってもよい。 For example, under the control of the processing circuit 18, the transmitting/receiving circuit 11 causes the ultrasound probe 1 to perform an ultrasound scan that collects a data string between frames as a Doppler data string (for example, Japanese Patent No. 3724846, Japanese Patent Laid-Open No. 2014-42823 (Refer to the publication number, etc.) That is, the ultrasound probe 1 and the transmitting/receiving circuit 11 according to the present embodiment collect reflected wave data from the same position over a plurality of frames in the time direction, thereby collecting a data string of reflected wave data at the same position. The ultrasonic probe 1 and the transmitting/receiving circuit 11 are an example of a collecting section. For example, under the control of the processing circuit 18, the transmitting/receiving circuit 11 causes the ultrasound probe 1 to perform a first ultrasonic scan for acquiring information regarding the movement of a moving body within a first scanning range, and causes the ultrasound probe 1 to perform a first ultrasound scan to obtain information regarding the movement of a moving object within a second scanning range, and As a second ultrasonic scan for acquiring shape information, the ultrasonic probe 1 is caused to perform an ultrasonic scan of each of a plurality of divided ranges obtained by dividing the second scan range in a time-sharing manner during the first ultrasonic scan. Note that the first ultrasonic scan may be an ultrasonic scan in which the same scanning line is scanned once in one frame.
また、送受信回路１１は、アンプ回路、Ａ／Ｄ（Analog／Digital）変換器、受信遅延回路、加算器、直交検波回路等を有し、超音波プローブ１から送信される反射波信号に対して各種処理を行って反射波データを生成する。そして、送受信回路１１は、生成した反射波データをバッファ１２に格納する。アンプ回路は、反射波信号をチャンネル毎に増幅してゲイン補正処理を行う。Ａ／Ｄ変換器は、ゲイン補正された反射波信号をＡ／Ｄ変換する。受信遅延回路は、デジタルデータに受信指向性を決定するのに必要な受信遅延時間を与える。加算器は、受信遅延回路により受信遅延時間が与えられた反射波信号の加算処理を行う。加算器の加算処理により、反射波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る。なお、各素子の反射波信号ごとに受信遅延による位相調整を行い、加算する処理のことを整相加算処理或いはビームフォーミング処理とも言う。 The transmitter/receiver circuit 11 also includes an amplifier circuit, an A/D (Analog/Digital) converter, a reception delay circuit, an adder, a quadrature detection circuit, etc., and responds to the reflected wave signal transmitted from the ultrasound probe 1. Various processes are performed to generate reflected wave data. Then, the transmitting/receiving circuit 11 stores the generated reflected wave data in the buffer 12. The amplifier circuit amplifies the reflected wave signal for each channel and performs gain correction processing. The A/D converter A/D converts the gain-corrected reflected wave signal. The reception delay circuit provides digital data with a reception delay time necessary to determine reception directivity. The adder performs addition processing of the reflected wave signals to which a reception delay time is given by the reception delay circuit. The addition process of the adder emphasizes the reflected component from the direction corresponding to the reception directivity of the reflected wave signal. Note that the process of adjusting the phase of each reflected wave signal of each element by the reception delay and adding the signals is also referred to as phasing and addition processing or beamforming processing.
そして、直交検波回路は、加算器の出力信号をベースバンド帯域の同相信号（Ｉ信号、Ｉ：In-phase）と直交信号（Ｑ信号、Ｑ：Quadrature-phase）とに変換する。そして、直交検波回路は、Ｉ信号及びＱ信号（以下、ＩＱ信号と記載する）を反射波データとして、バッファ１２に格納する。 The quadrature detection circuit converts the output signal of the adder into a baseband in-phase signal (I signal, I: In-phase) and a quadrature signal (Q signal, Q: Quadrature-phase). Then, the quadrature detection circuit stores the I signal and Q signal (hereinafter referred to as IQ signal) in the buffer 12 as reflected wave data.
送受信回路１１は、被検体Ｐを２次元走査する場合、超音波プローブ１から２次元の超音波ビームを送信させる。そして、送受信回路１１は、超音波プローブ１から送信される２次元の反射波信号から２次元の反射波データを生成する。また、送受信回路１１は、被検体Ｐを３次元走査する場合、超音波プローブ１から３次元の超音波ビームを送信させる。そして、送受信回路１１は、超音波プローブ１から送信される３次元の反射波信号から３次元の反射波データを生成する。 When performing two-dimensional scanning of the subject P, the transmitting/receiving circuit 11 causes the ultrasound probe 1 to transmit a two-dimensional ultrasound beam. Then, the transmitting/receiving circuit 11 generates two-dimensional reflected wave data from the two-dimensional reflected wave signal transmitted from the ultrasound probe 1. Furthermore, when performing three-dimensional scanning of the subject P, the transmitting/receiving circuit 11 causes the ultrasound probe 1 to transmit a three-dimensional ultrasound beam. Then, the transmitting/receiving circuit 11 generates three-dimensional reflected wave data from the three-dimensional reflected wave signal transmitted from the ultrasound probe 1.
バッファ１２は、送受信回路１１が生成した反射波データを一時的に記憶するメモリである。具体的には、バッファ１２は、数フレーム分の反射波データ、又は、数ボリューム分の反射波データを記憶する。例えば、バッファ１２は、ＦＩＦＯ（First-In/First-Out）メモリであり、送受信回路１１による制御を受けて、所定フレーム分の反射波データを記憶する。そして、例えば、バッファ１２は、新たに１フレーム分の反射波データが送受信回路１１により生成された場合、送受信回路１１による制御を受けて、生成された時間が最も古い１フレーム分の反射波データを破棄して、新たに生成された１フレーム分の反射波データを記憶する。例えば、バッファ１２は、ＲＡＭ（Random Access Memory）、フラッシュメモリ等の半導体メモリ素子によって実現される。 The buffer 12 is a memory that temporarily stores reflected wave data generated by the transmitting/receiving circuit 11. Specifically, the buffer 12 stores several frames of reflected wave data or several volumes of reflected wave data. For example, the buffer 12 is a FIFO (First-In/First-Out) memory, and stores reflected wave data for a predetermined frame under the control of the transmitting/receiving circuit 11. For example, when one frame of reflected wave data is newly generated by the transmitting/receiving circuit 11, the buffer 12 is controlled by the transmitting/receiving circuit 11 to store the reflected wave data of the oldest frame. is discarded and one frame of newly generated reflected wave data is stored. For example, the buffer 12 is realized by a semiconductor memory element such as a RAM (Random Access Memory) or a flash memory.
Ｂモード処理回路１３及びドプラ処理回路１４は、送受信回路１１が反射波信号から生成した反射波データに対して、各種の信号処理を行なう信号処理部である。Ｂモード処理回路１３及びドプラ処理回路１４は、例えば、プロセッサにより実現される。Ｂモード処理回路１３は、バッファ１２から反射波データを読み出し、読み出した反射波データに対して、対数増幅、包絡線検波処理、対数圧縮などを行なって、複数のサンプル点それぞれの信号強度が輝度の明るさで表現されるデータ（Ｂモードデータ）を生成する。 The B-mode processing circuit 13 and the Doppler processing circuit 14 are signal processing units that perform various signal processing on the reflected wave data generated from the reflected wave signal by the transmitting/receiving circuit 11. The B-mode processing circuit 13 and the Doppler processing circuit 14 are realized by, for example, a processor. The B-mode processing circuit 13 reads the reflected wave data from the buffer 12, performs logarithmic amplification, envelope detection processing, logarithmic compression, etc. on the read reflected wave data, and converts the signal strength of each of the plurality of sample points into a luminance. data (B mode data) expressed in brightness.
なお、Ｂモード処理回路１３は、フィルタ処理により、検波周波数を変化させることで、映像化する周波数帯域を変えることができる。このＢモード処理回路１３の機能を用いることにより、実施形態に係る超音波診断装置は、コントラストハーモニックイメージング（ＣＨＩ：Contrast Harmonic Imaging）等のハーモニックイメージングを実行可能である。すなわち、Ｂモード処理回路１３は、造影剤が注入された被検体Ｐの反射波データから、造影剤（微小気泡、バブル）を反射源とするハーモニック成分の反射波データ（高調波データ又は分周波データ）と、被検体Ｐ内の組織を反射源とする基本波成分の反射波データ（基本波データ）とを分離する。Ｂモード処理回路１３は、ハーモニック成分の反射波データから、造影画像データを生成するためのＢモードデータを生成することができる。 Note that the B-mode processing circuit 13 can change the frequency band to be visualized by changing the detection frequency through filter processing. By using the function of this B-mode processing circuit 13, the ultrasound diagnostic apparatus according to the embodiment can perform harmonic imaging such as contrast harmonic imaging (CHI). That is, the B-mode processing circuit 13 extracts harmonic component reflected wave data (harmonic data or frequency-divided wave data) using the contrast agent (microbubbles, bubbles) as a reflection source from the reflected wave data of the subject P into which the contrast agent has been injected. data) and reflected wave data (fundamental wave data) of the fundamental wave component whose reflection source is the tissue within the subject P. The B-mode processing circuit 13 can generate B-mode data for generating contrast image data from the harmonic component reflected wave data.
また、このＢモード処理回路１３のフィルタ処理機能を用いることにより、実施形態に係る超音波診断装置は、ティッシュハーモニックイメージング（ＴＨＩ：Tissue Harmonic Imaging）を実行可能である。すなわち、Ｂモード処理回路１３は、被検体Ｐの反射波データから、ハーモニック成分の反射波データである高調波データ又は分周波データを分離することができる。そして、Ｂモード処理回路１３は、ハーモニック成分の反射波データから、ノイズ成分を除去した組織画像データを生成するためのＢモードデータを生成することができる。 Furthermore, by using the filtering function of the B-mode processing circuit 13, the ultrasonic diagnostic apparatus according to the embodiment can perform tissue harmonic imaging (THI). That is, the B-mode processing circuit 13 can separate harmonic data or frequency-divided wave data, which is harmonic component reflected wave data, from the reflected wave data of the subject P. Then, the B-mode processing circuit 13 can generate B-mode data for generating tissue image data from which noise components have been removed from the harmonic component reflected wave data.
また、ＣＨＩやＴＨＩのハーモニックイメージングを行なう際、Ｂモード処理回路１３は、上述したフィルタ処理を用いた方法とは異なる方法により、ハーモニック成分を抽出することができる。ハーモニックイメージングでは、振幅変調（ＡＭ：Amplitude Modulation）法や位相変調（ＰＭ：Phase Modulation）法、ＡＭ法及びＰＭ法を組み合わせたＡＭＰＭ法と呼ばれる映像法が行なわれる。ＡＭ法、ＰＭ法及びＡＭＰＭ法では、同一の走査線に対して振幅や位相が異なる超音波送信を複数回行なう。これにより、送受信回路１１は、各走査線で複数の反射波データを生成し、生成した反射波データを出力する。そして、Ｂモード処理回路１３は、各走査線の複数の反射波データを、変調法に応じた加減算処理することで、ハーモニック成分を抽出する。そして、Ｂモード処理回路１３は、ハーモニック成分の反射波データに対して包絡線検波処理等を行なって、Ｂモードデータを生成する。 Further, when performing harmonic imaging of CHI or THI, the B-mode processing circuit 13 can extract harmonic components by a method different from the method using filter processing described above. In harmonic imaging, an imaging method called an amplitude modulation (AM) method, a phase modulation (PM) method, and an AMPM method, which is a combination of the AM method and the PM method, is performed. In the AM method, PM method, and AMPM method, ultrasonic waves with different amplitudes and phases are transmitted multiple times to the same scanning line. Thereby, the transmitting/receiving circuit 11 generates a plurality of pieces of reflected wave data for each scanning line, and outputs the generated reflected wave data. Then, the B-mode processing circuit 13 extracts harmonic components by performing addition/subtraction processing on the plurality of reflected wave data of each scanning line according to the modulation method. Then, the B-mode processing circuit 13 performs envelope detection processing and the like on the harmonic component reflected wave data to generate B-mode data.
例えば、ＰＭ法が行なわれる場合、送受信回路１１は、処理回路１８が設定したスキャンシーケンスにより、例えば（－１，１）のように、位相極性を反転させた同一振幅の超音波を、各走査線で２回送信させる。そして、送受信回路１１は、「－１」の送信による反射波データと、「１」の送信による反射波データとを生成し、Ｂモード処理回路１３は、これら２つの反射波データを加算する。これにより、基本波成分が除去され、２次高調波成分が主に残存した反射波データが生成される。そして、Ｂモード処理回路１３は、この反射波データに対して包絡線検波処理等を行なって、ＴＨＩのＢモードデータやＣＨＩのＢモードデータを生成する。 For example, when the PM method is performed, the transmitter/receiver circuit 11 transmits ultrasound waves of the same amplitude with reversed phase polarity, such as (-1, 1), in each scan according to the scan sequence set by the processing circuit 18. Send it twice via line. Then, the transmitting/receiving circuit 11 generates reflected wave data due to the transmission of "-1" and reflected wave data due to the transmission of "1", and the B-mode processing circuit 13 adds these two reflected wave data. As a result, the fundamental wave component is removed and reflected wave data in which the second harmonic component mainly remains is generated. Then, the B-mode processing circuit 13 performs envelope detection processing and the like on this reflected wave data to generate THI B-mode data and CHI B-mode data.
又は、例えば、ＴＨＩでは、反射波データに含まれる２次高調波成分と差音成分とを用いて映像化を行なう方法が実用化されている。差音成分を用いた映像化法では、例えば、中心周波数が「ｆ１」の第１基本波と、中心周波数が「ｆ１」より大きい「ｆ２」の第２基本波とを合成した合成波形の送信超音波を、超音波プローブ１から送信させる。この合成波形は、２次高調波成分と同一の極性を持つ差音成分が発生するように、互いの位相が調整された第１基本波の波形と第２基本波の波形とを合成した波形である。送受信回路１１は、合成波形の送信超音波を、位相を反転させながら、例えば、２回送信させる。かかる場合、例えば、Ｂモード処理回路１３は、２つの反射波データを加算することで、基本波成分が除去され、差音成分及び２次高調波成分が主に残存したハーモニック成分を抽出した後、包絡線検波処理等を行なう。 Alternatively, for example, in THI, a method of imaging using second harmonic components and difference sound components included in reflected wave data has been put into practical use. In the imaging method using difference sound components, for example, a composite waveform is transmitted by combining a first fundamental wave with a center frequency of "f1" and a second fundamental wave with a center frequency of "f2" which is higher than "f1". Ultrasonic waves are transmitted from the ultrasonic probe 1. This composite waveform is a waveform that is a combination of the first fundamental wave waveform and the second fundamental wave waveform whose phases are adjusted to each other so that a difference tone component having the same polarity as the second harmonic component is generated. It is. The transmitting/receiving circuit 11 transmits the combined waveform of the transmitted ultrasonic wave twice, for example, while inverting the phase. In such a case, for example, the B-mode processing circuit 13 adds the two reflected wave data to remove the fundamental wave component and extract the harmonic component in which the difference tone component and the second harmonic component mainly remain. , envelope detection processing, etc.
ドプラ処理回路１４は、バッファ１２から反射波データを読み出し、読み出した反射波データを周波数解析することで、走査範囲内にある移動体のドプラ効果に基づく運動情報を推定し、推定した運動情報を示すデータ（ドプラデータ）を生成する。例えば、ドプラ処理回路１４は、移動体の運動情報として、平均速度、平均分散値、平均パワー値等を複数のサンプル点それぞれで推定し、推定した運動情報を示すドプラデータを生成する。ここで、移動体とは、例えば、血流や、心壁等の組織、造影剤である。本実施形態に係るドプラ処理回路１４は、血流の運動情報（血流情報）として、血流の平均速度、血流速度の分散値、血流信号のパワー値等を、複数のサンプル点それぞれで推定し、推定した血流情報を示すドプラデータを生成する。 The Doppler processing circuit 14 reads reflected wave data from the buffer 12, performs frequency analysis on the read reflected wave data, estimates motion information based on the Doppler effect of a moving object within the scanning range, and uses the estimated motion information. Generate the data shown (Doppler data). For example, the Doppler processing circuit 14 estimates the average velocity, average variance value, average power value, etc. at each of a plurality of sample points as motion information of the moving object, and generates Doppler data indicating the estimated motion information. Here, the moving body is, for example, blood flow, tissue such as the heart wall, or a contrast agent. The Doppler processing circuit 14 according to the present embodiment calculates the average blood flow velocity, the variance value of the blood flow velocity, the power value of the blood flow signal, etc. at each of a plurality of sample points as blood flow motion information (blood flow information). Doppler data indicating the estimated blood flow information is generated.
Ｂモード処理回路１３及びドプラ処理回路１４は、２次元の反射波データ及び３次元の反射波データの両方について処理可能である。すなわち、Ｂモード処理回路１３は、２次元の反射波データから２次元のＢモードデータを生成し、３次元の反射波データから３次元のＢモードデータを生成する。また、ドプラ処理回路１４は、２次元の反射波データから２次元のドプラデータを生成し、３次元の反射波データから３次元のドプラデータを生成する。 The B-mode processing circuit 13 and the Doppler processing circuit 14 are capable of processing both two-dimensional reflected wave data and three-dimensional reflected wave data. That is, the B-mode processing circuit 13 generates two-dimensional B-mode data from two-dimensional reflected wave data, and generates three-dimensional B-mode data from three-dimensional reflected wave data. Further, the Doppler processing circuit 14 generates two-dimensional Doppler data from two-dimensional reflected wave data, and generates three-dimensional Doppler data from three-dimensional reflected wave data.
上記のドプラ処理回路１４の機能を用いて、本実施形態に係る超音波診断装置は、カラーフローマッピング（ＣＦＭ：Color Flow Mapping）法とも呼ばれるカラードプラ法を実行可能である。ＣＦＭ法では、超音波の送受信が複数の走査線上で複数回行なわれる。そして、ＣＦＭ法では、同一位置のデータ列に対してＭＴＩ(Moving Target Indicator)フィルタを掛けることで、静止している組織、又は、動きの遅い組織に由来する信号（クラッタ信号）を抑制して、血流に由来する血流信号を抽出する。例えば、同一位置の反射波データのデータ列がＭＴＩフィルタに入力されると、ＭＴＩフィルタは、クラッタが抑制され血流成分が支配的な血流信号を出力する。そして、ＣＦＭ法では、この血流信号から血流の速度、血流の分散、血流のパワー等の血流情報を推定する。後述する画像生成回路１５は、推定結果の分布を、例えば、２次元で表した超音波画像データ（ドプラ画像データ）を生成する。そして、モニタ２は、ドプラ画像データが示すドプラ画像を表示する。なお、血流情報の推定結果の分布に基づく超音波画像データは、血流画像データとも称される。 Using the functions of the Doppler processing circuit 14 described above, the ultrasonic diagnostic apparatus according to the present embodiment can perform a color Doppler method, also called a color flow mapping (CFM) method. In the CFM method, ultrasonic waves are transmitted and received multiple times on multiple scanning lines. In the CFM method, by applying an MTI (Moving Target Indicator) filter to the data string at the same position, signals originating from stationary or slow-moving tissues (clutter signals) are suppressed. , extracting blood flow signals derived from blood flow. For example, when a data string of reflected wave data at the same position is input to an MTI filter, the MTI filter outputs a blood flow signal in which clutter is suppressed and blood flow components are dominant. In the CFM method, blood flow information such as blood flow velocity, blood flow dispersion, and blood flow power is estimated from this blood flow signal. An image generation circuit 15, which will be described later, generates ultrasound image data (Doppler image data) that represents the distribution of estimation results in two dimensions, for example. The monitor 2 then displays the Doppler image indicated by the Doppler image data. Note that ultrasound image data based on the distribution of estimation results of blood flow information is also referred to as blood flow image data.
ＭＴＩフィルタとしては、通常、バタワース型のＩＩＲ（Infinite Impulse Response）フィルタや、多項式回帰フィルタ（Polynomial Regression Filter）、入力信号に応じて係数を変化させる適応型の主成分分析フィルタ、が用いられる。本実施形態に係るドプラ処理回路１４は、これらのうちいずれを用いても良い。 As the MTI filter, a Butterworth-type IIR (Infinite Impulse Response) filter, a polynomial regression filter, or an adaptive principal component analysis filter that changes coefficients depending on the input signal is usually used. The Doppler processing circuit 14 according to this embodiment may use any of these.
固有ベクトル型ＭＴＩフィルタを用いる実施形態に係るドプラ処理回路１４は、図１に例示するようにＭＴＩフィルタ生成機能１４ａと、計算機能１４ｂと、決定機能１４ｃと、生成機能１４ｄと、血流情報推定機能１４ｅとを有する。ここで、例えば、図１に示すドプラ処理回路１４の構成要素であるＭＴＩフィルタ生成機能１４ａ、計算機能１４ｂ、決定機能１４ｃ、生成機能１４ｄ及び血流情報推定機能１４ｅが実行する各処理機能は、コンピュータによって実行可能なプログラム（医用画像処理プログラム）の形態で内部記憶回路１７内に記録されている。ドプラ処理回路１４は、内部記憶回路１７から各プログラムを読み出し、実行することで読み出した各プログラムに対応する機能を実現する。換言すると、各プログラムを読み出した状態のドプラ処理回路１４は、図１のドプラ処理回路１４内に示された各機能を有することとなる。
The Doppler processing circuit 14 according to the embodiment using the eigenvector type MTI filter has an MTI
ＭＴＩフィルタ生成機能１４ａは、公知の技術を用いて、同一位置（同一サンプル点）の連続した反射波データのデータ列から、ＭＴＩフィルタを生成する。例えば、ＭＴＩフィルタ生成機能１４ａは、反射波データのデータ列から、走査範囲の相関行列を計算する。そして、ＭＴＩフィルタ生成機能１４ａは、相関行列の固有値及び当該固有値に対応する固有ベクトルを計算する。そして、ＭＴＩフィルタ生成機能１４ａは、各固有値の大きさに基づいて各固有ベクトルを並べた行列のランクを低減した行列を計算することにより、ＭＴＩフィルタを生成する。
The MTI
生成機能１４ｄは、ＭＴＩフィルタを用いて、同一位置（同一サンプル点）の連続した反射波データのデータ列から、クラッタ成分が抑制され、血流成分が支配的な血流信号を出力する。生成機能１４ｄは、ＭＴＩフィルタに反射波データのデータ列を入力し、ＭＴＩフィルタから出力された血流信号を取得することで、血流信号を生成する。生成機能１４ｄは、生成部の一例である。
The
血流情報推定機能１４ｅは、生成機能１４ｄにより生成された血流信号を用いた自己相関演算等の演算を行なって、血流情報を推定し、推定した血流情報を示すドプラデータを出力する。血流情報推定機能１４ｅも、生成部の一例である。
The blood flow information estimation function 14e estimates blood flow information by performing calculations such as autocorrelation calculation using the blood flow signal generated by the
生成機能１４ｄが実行するその他の処理、並びに、計算機能１４ｂ及び決定機能１４ｃが実行する各種の処理については、後述する。なお、計算機能１４ｂは、計算部の一例である。また、決定機能１４ｃは、決定部の一例である。
Other processes executed by the
画像生成回路１５は、Ｂモード処理回路１３及びドプラ処理回路１４が生成したデータから超音波画像データを生成する。画像生成回路１５は、Ｂモード処理回路１３が生成した２次元のＢモードデータから反射波の強度を輝度で表した２次元Ｂモード画像データを生成する。また、画像生成回路１５は、ドプラ処理回路１４が生成した２次元のドプラデータから血流情報が映像化された２次元ドプラ画像データを生成する。２次元ドプラ画像データは、速度画像データ、分散画像データ、パワー画像データ、又は、これらを組み合わせた画像データである。画像生成回路１５は、血流画像データとして、血流情報がカラーで表示されるカラードプラ画像データを生成したり、１つの血流情報がグレースケールで表示されるドプラ画像データを生成したりする。 The image generation circuit 15 generates ultrasound image data from the data generated by the B-mode processing circuit 13 and the Doppler processing circuit 14. The image generation circuit 15 generates two-dimensional B-mode image data representing the intensity of the reflected wave in terms of brightness from the two-dimensional B-mode data generated by the B-mode processing circuit 13. Further, the image generation circuit 15 generates two-dimensional Doppler image data in which blood flow information is visualized from the two-dimensional Doppler data generated by the Doppler processing circuit 14. The two-dimensional Doppler image data is velocity image data, dispersion image data, power image data, or image data that is a combination of these. The image generation circuit 15 generates, as blood flow image data, color Doppler image data in which blood flow information is displayed in color, or Doppler image data in which one piece of blood flow information is displayed in gray scale. .
ここで、画像生成回路１５は、一般的には、超音波走査の走査線信号列を、テレビ等に代表されるビデオフォーマットの走査線信号列に変換（スキャンコンバート）し、表示用の超音波画像データを生成する。具体的には、画像生成回路１５は、超音波プローブ１による超音波の走査形態に応じて座標変換を行なうことで、表示用の超音波画像データを生成する。また、画像生成回路１５は、スキャンコンバート以外に、種々の画像処理として、例えば、スキャンコンバート後の複数の画像フレームを用いて、輝度の平均値画像を再生成する画像処理（平滑化処理）や、画像内で微分フィルタを用いる画像処理（エッジ強調処理）等を行なう。また、画像生成回路１５は、超音波画像データに、種々のパラメータの文字情報、目盛り、ボディーマーク等を合成する。 Here, the image generation circuit 15 generally converts (scan convert) a scanning line signal sequence of ultrasonic scanning into a scanning line signal sequence of a video format typified by television etc. Generate image data. Specifically, the image generation circuit 15 generates ultrasound image data for display by performing coordinate transformation according to the scanning form of ultrasound by the ultrasound probe 1. In addition to scan conversion, the image generation circuit 15 also performs various image processing, such as image processing (smoothing processing) that regenerates an average luminance image using a plurality of image frames after scan conversion. , performs image processing (edge enhancement processing), etc. using a differential filter within the image. Further, the image generation circuit 15 synthesizes text information of various parameters, scales, body marks, etc. to the ultrasound image data.
すなわち、Ｂモードデータ及びドプラデータは、スキャンコンバート処理前の超音波画像データであり、画像生成回路１５が生成するデータは、スキャンコンバート処理後の表示用の超音波画像データである。なお、Ｂモードデータ及びドプラデータは、生データ（Raw Data）とも呼ばれる。画像生成回路１５は、スキャンコンバート処理前の２次元超音波画像データから、表示用の２次元超音波画像データを生成する。 That is, the B-mode data and Doppler data are ultrasound image data before scan conversion processing, and the data generated by the image generation circuit 15 is ultrasound image data for display after scan conversion processing. Note that B-mode data and Doppler data are also called raw data. The image generation circuit 15 generates two-dimensional ultrasound image data for display from the two-dimensional ultrasound image data before scan conversion processing.
更に、画像生成回路１５は、Ｂモード処理回路１３が生成した３次元のＢモードデータに対して座標変換を行なうことで、３次元Ｂモード画像データを生成する。また、画像生成回路１５は、ドプラ処理回路１４が生成した３次元のドプラデータに対して座標変換を行なうことで、３次元ドプラ画像データを生成する。画像生成回路１５は、「３次元のＢモード画像データ及び３次元ドプラ画像データ」を「３次元超音波画像データ（ボリュームデータ）」として生成する。 Furthermore, the image generation circuit 15 generates three-dimensional B-mode image data by performing coordinate transformation on the three-dimensional B-mode data generated by the B-mode processing circuit 13. Further, the image generation circuit 15 generates three-dimensional Doppler image data by performing coordinate transformation on the three-dimensional Doppler data generated by the Doppler processing circuit 14. The image generation circuit 15 generates "three-dimensional B-mode image data and three-dimensional Doppler image data" as "three-dimensional ultrasound image data (volume data)."
更に、画像生成回路１５は、ボリュームデータをモニタ２にて表示するための各種の２次元画像データを生成するために、ボリュームデータに対してレンダリング処理を行なう。画像生成回路１５が行なうレンダリング処理としては、例えば、断面再構成法（ＭＰＲ：Multi Planer Reconstruction）を行なってボリュームデータからＭＰＲ画像データを生成する処理がある。また、画像生成回路１５が行なうレンダリング処理としては、例えば、３次元の情報を反映した２次元画像データを生成するボリュームレンダリング（ＶＲ：Volume Rendering）処理がある。なお、画像生成回路１５は、生成部の一例である。 Further, the image generation circuit 15 performs rendering processing on the volume data in order to generate various two-dimensional image data for displaying the volume data on the monitor 2. The rendering process performed by the image generation circuit 15 includes, for example, a process of performing Multi Planer Reconstruction (MPR) to generate MPR image data from volume data. Furthermore, the rendering process performed by the image generation circuit 15 includes, for example, a volume rendering (VR) process that generates two-dimensional image data that reflects three-dimensional information. Note that the image generation circuit 15 is an example of a generation section.
画像メモリ１６は、画像生成回路１５が生成した表示用の画像データを記憶するメモリである。また、画像メモリ１６は、Ｂモード処理回路１３やドプラ処理回路１４が生成したデータを記憶することも可能である。画像メモリ１６が記憶するＢモードデータやドプラデータは、例えば、診断の後に操作者が呼び出すことが可能となっており、画像生成回路１５を経由して表示用の超音波画像データとなる。また、画像メモリ１６は、送受信回路１１が出力した反射波データを記憶することも可能である。例えば、画像メモリ１６は、ＲＡＭ、フラッシュメモリ等の半導体メモリ素子、ハードディスク又は光ディスクによって実現される。 The image memory 16 is a memory that stores image data for display generated by the image generation circuit 15. Further, the image memory 16 can also store data generated by the B-mode processing circuit 13 and the Doppler processing circuit 14. The B-mode data and Doppler data stored in the image memory 16 can be called up by the operator after diagnosis, for example, and become ultrasound image data for display via the image generation circuit 15. Further, the image memory 16 can also store reflected wave data output by the transmitting/receiving circuit 11. For example, the image memory 16 is realized by a RAM, a semiconductor memory device such as a flash memory, a hard disk, or an optical disk.
内部記憶回路１７は、超音波送受信、画像処理及び表示処理を行なうための制御プログラムや、診断情報（例えば、患者ＩＤ、医師の所見等）や、診断プロトコルや各種ボディーマーク等の各種データを記憶する。また、内部記憶回路１７は、必要に応じて、画像メモリ１６が記憶する画像データの保管等にも使用される。また、内部記憶回路１７が記憶するデータは、図示しないインターフェースを経由して、外部装置へ転送することができる。また、内部記憶回路１７は、外部装置から図示しないインターフェースを経由して転送されたデータを記憶することも可能である。例えば、内部記憶回路１７は、フラッシュメモリ等の半導体メモリ素子、ハードディスク又は光ディスクによって実現される。 The internal storage circuit 17 stores various data such as control programs for transmitting and receiving ultrasound waves, image processing, and display processing, diagnostic information (e.g., patient ID, doctor's findings, etc.), diagnostic protocols, and various body marks. do. Further, the internal storage circuit 17 is also used for storing image data stored in the image memory 16, etc., as necessary. Further, the data stored in the internal storage circuit 17 can be transferred to an external device via an interface (not shown). Further, the internal storage circuit 17 can also store data transferred from an external device via an interface (not shown). For example, the internal storage circuit 17 is realized by a semiconductor memory device such as a flash memory, a hard disk, or an optical disk.
処理回路１８は、超音波診断装置の処理全体を制御する。具体的には、処理回路１８は、入力装置３を介して操作者から入力された各種設定要求や、内部記憶回路１７から読込んだ各種制御プログラム及び各種データに基づき、送受信回路１１、Ｂモード処理回路１３、ドプラ処理回路１４及び画像生成回路１５の処理を制御する。例えば、処理回路１８は、送受信回路１１を介して超音波プローブ１を制御することで、超音波走査の制御を行なう。通常、ＣＦＭ法では、血流情報を示す血流画像データに基づく血流画像とともに、組織像データであるＢモード画像データに基づくＢモード画像がモニタ２に表示される。かかる表示を行なうため、処理回路１８は、第１走査範囲内の血流情報を取得する第１超音波走査を超音波プローブ１に実行させる。第１超音波走査は、例えば、ドプラモードで血流画像データを収集するための超音波走査である。また、第１超音波走査は、例えば、１フレームに同一走査線を１回走査する超音波走査である。なお、ユーザが入力装置３を操作することにより、第１走査範囲が関心領域（ＲＯＩ（Region Of Interested））として設定される The processing circuit 18 controls the entire processing of the ultrasonic diagnostic apparatus. Specifically, the processing circuit 18 controls the transmitting/receiving circuit 11 and the B mode based on various setting requests input by the operator via the input device 3 and various control programs and various data read from the internal storage circuit 17. It controls the processing of the processing circuit 13, Doppler processing circuit 14, and image generation circuit 15. For example, the processing circuit 18 controls ultrasound scanning by controlling the ultrasound probe 1 via the transmission/reception circuit 11. Normally, in the CFM method, a B-mode image based on B-mode image data, which is tissue image data, is displayed on the monitor 2 along with a blood flow image based on blood flow image data indicating blood flow information. In order to perform such display, the processing circuit 18 causes the ultrasound probe 1 to perform a first ultrasound scan to acquire blood flow information within the first scan range. The first ultrasound scan is, for example, an ultrasound scan for collecting blood flow image data in Doppler mode. Further, the first ultrasonic scan is, for example, an ultrasonic scan in which the same scanning line is scanned once in one frame. Note that the first scanning range is set as a region of interest (ROI) by the user operating the input device 3.
また、処理回路１８は、第１超音波走査とともに、第２走査範囲内の組織形状の情報を取得する第２超音波走査を超音波プローブ１に実行させる。第２超音波走査は、例えば、ＢモードでＢモード画像データを収集するための超音波走査である。 In addition to the first ultrasound scan, the processing circuit 18 causes the ultrasound probe 1 to perform a second ultrasound scan for acquiring information on the shape of the tissue within the second scan range. The second ultrasound scan is, for example, an ultrasound scan for collecting B-mode image data in B-mode.
処理回路１８は、送受信回路１１を介して超音波プローブ１を制御することで、第１超音波走査及び第２超音波走査を実行させる。なお、第１走査範囲と第２走査範囲は、同じ範囲であっても、第１走査範囲が第２走査範囲より小さい範囲であっても、第２走査範囲が第１走査範囲より小さい範囲であっても良い。 The processing circuit 18 controls the ultrasound probe 1 via the transmission/reception circuit 11 to execute the first ultrasound scan and the second ultrasound scan. Note that the first scanning range and the second scanning range may be the same range, the first scanning range may be smaller than the second scanning range, or the second scanning range may be smaller than the first scanning range. It's okay.
また、処理回路１８は、画像メモリ１６や内部記憶回路１７が記憶する表示用の超音波画像データが示す超音波画像をモニタ２にて表示するように制御する。なお、装置本体１０に内蔵される送受信回路１１等は、集積回路などのハードウエアで構成されることもあるが、ソフトウエア的にモジュール化されたプログラムである場合もある。処理回路１８は、例えば、プロセッサにより実現される。処理回路１８は、生成部の一例であり、制御部の一例でもある。 Further, the processing circuit 18 controls the monitor 2 to display an ultrasound image indicated by the display ultrasound image data stored in the image memory 16 and the internal storage circuit 17. Note that the transmitting/receiving circuit 11 and the like built into the device main body 10 may be configured with hardware such as an integrated circuit, but may also be a program modularized in terms of software. The processing circuit 18 is realized by, for example, a processor. The processing circuit 18 is an example of a generation section and also an example of a control section.
以上、実施形態に係る超音波診断装置の全体構成について説明した。実施形態に係る超音波診断装置は、以下に説明するように、心拍動の影響が比較的小さい時相における血流画像データのＳ／Ｎを向上させることができるように構成されている。 The overall configuration of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the embodiment has been described above. As described below, the ultrasonic diagnostic apparatus according to the embodiment is configured to be able to improve the S/N of blood flow image data in a time phase in which the influence of heartbeat is relatively small.
図２は、実施形態に係る超音波診断装置が実行する血流画像データ生成処理の一例の流れを示すフローチャートである。また、図２に示す血流画像データ生成処理は、超音波診断装置が上述した第１超音波走査を実行する場合の処理の一例である。また、図２に示す血流画像データ生成処理は、血流画像データ生成方法に対応する。 FIG. 2 is a flowchart illustrating an example of a blood flow image data generation process executed by the ultrasound diagnostic apparatus according to the embodiment. Further, the blood flow image data generation process shown in FIG. 2 is an example of a process when the ultrasound diagnostic apparatus executes the above-described first ultrasound scan. Further, the blood flow image data generation process shown in FIG. 2 corresponds to a blood flow image data generation method.
図２に示すように、超音波プローブ１及び送受信回路１１は、超音波送受信により、同一位置からの反射波データを時間方向へ複数（パケット長Ｌ）のフレームにわたって収集することにより同一位置の反射波データのデータ列を収集する（ステップＳ１０１）と、超音波診断装置は、ステップＳ１０２～Ｓ１０６における各処理を実行する。すなわち、本実施形態では、超音波診断装置は、ＭＴＩフィルタを生成する際に用いられるパケット長Ｌ分の同一位置の反射波データを含むデータ列を収集する度に、すなわち、１フレーム分の反射波データのデータ列を収集する度に、ステップＳ１０２～Ｓ１０６における各処理を実行する。 As shown in FIG. 2, the ultrasonic probe 1 and the transmitting/receiving circuit 11 transmit and receive reflected waves from the same position by collecting reflected wave data from the same position over a plurality of frames (packet length L) in the time direction. After collecting a data string of wave data (step S101), the ultrasound diagnostic apparatus executes each process in steps S102 to S106. That is, in this embodiment, the ultrasound diagnostic apparatus collects one frame of reflected wave data every time it collects a data string including reflected wave data at the same position for the packet length L used when generating the MTI filter. Each time a data string of wave data is collected, each process in steps S102 to S106 is executed.
次に、ＭＴＩフィルタ生成機能１４ａは、ステップＳ１０１で収集された同一位置の反射波データのデータ列を用いて、公知の技術により、ＭＴＩフィルタを生成する（ステップＳ１０２）。
Next, the MTI
次に、計算機能１４ｂは、ステップＳ１０２で収集された反射波データのデータ列の時間方向の変動について複数の位置（サンプル点）の間の一致性を示す評価値を計算する（ステップＳ１０３）。例えば、計算機能１４ｂは、フレーム毎に、データ列に含まれる同一位置の複数の反射波データの位相分散の空間平均値を、反射波データのデータ列の時間方向の変動について複数の位置の間の一致性を示す評価値として計算する。なお、計算機能１４ｂは、所定の範囲（例えば、０以上１以下の範囲）内に収まるように、評価値を正規化してもよい。 Next, the calculation function 14b calculates an evaluation value indicating the consistency between a plurality of positions (sample points) regarding the temporal variation of the data string of the reflected wave data collected in step S102 (step S103). For example, the calculation function 14b calculates, for each frame, the spatial average value of the phase dispersion of a plurality of reflected wave data at the same position included in a data string, and calculates the spatial average value of the phase dispersion of a plurality of reflected wave data included in a data string between a plurality of positions with respect to temporal fluctuations of the data string of reflected wave data. Calculated as an evaluation value indicating consistency. Note that the calculation function 14b may normalize the evaluation value so that it falls within a predetermined range (for example, a range of 0 to 1).
なお、上述したように、本実施形態に係るドプラ処理回路１４は、バタワース型のＩＩＲ（Infinite Impulse Response）フィルタや、多項式回帰フィルタ（Polynomial Regression Filter）、入力信号に応じて係数を変化させる適応型の主成分分析フィルタ、のうちいずれを用いても良いが、ここでは、一例として、計算機能１４ｂは、ＭＴＩフィルタ生成機能１４ａがＭＴＩフィルタを生成する際に算出された固有値に基づいて、反射波データのデータ列の時間方向の変動について複数の位置（サンプル点）の間の一致性を示す評価値を計算してもよい。以下、計算機能１４ｂが、反射波データの時間方向のばらつきが小さいほど高くなる評価値を固有値に基づいて計算する場合について説明する。データ列を固有値展開すると複数の主成分に対応した固有ベクトルおよびその固有値が得られる。反射波データの時間方向のばらつきが比較的大きい場合、つまり様々な信号パタンが主成分として検出される場合、より多くの固有ベクトルについて固有値が大きくなる。このような場合を、心拍動の影響が大きい時相と見なす。一方、反射波データの時間方向のばらつきが比較的小さい場合、大きい固有値が少ない固有ベクトルに収束する。そのため、固有値の収束の程度を評価することで、その時相の心拍動の影響を推定することが可能である。評価値の一例として、ある次数までの固有値の和を全次数の固有値の和で正規化する、などが挙げられる。
As described above, the Doppler processing circuit 14 according to the present embodiment is a Butterworth-type IIR (Infinite Impulse Response) filter, a polynomial regression filter, or an adaptive type that changes coefficients depending on the input signal. Although any of the principal component analysis filters may be used, here, as an example, the calculation function 14b calculates the reflected wave based on the eigenvalues calculated when the MTI
次に、決定機能１４ｃは、ステップＳ１０３で計算された評価値に基づいて、超音波送信条件、受信信号処理及び画像処理の少なくとも１つを決定する（ステップＳ１０４）。 Next, the determination function 14c determines at least one of ultrasound transmission conditions, received signal processing, and image processing based on the evaluation value calculated in step S103 (step S104).
ステップＳ１０４における処理について具体例を挙げて説明する。例えば、ステップＳ１０４において、決定機能１４ｃは、まず、評価値の値が閾値以上であるか否かを判定する。評価値の値が閾値以上である場合、評価値が計算される際に用いられる反射波データが収集された時相は、心拍動の影響が比較的小さい時相であると考えられる。一方、評価値の値が閾値未満である場合、評価値が計算される際に用いられる反射波データが収集された時相は、心拍動の影響が比較的大きい時相であると考えられる。 The process in step S104 will be explained using a specific example. For example, in step S104, the determination function 14c first determines whether the evaluation value is equal to or greater than a threshold value. When the value of the evaluation value is equal to or greater than the threshold value, it is considered that the time phase in which the reflected wave data used when calculating the evaluation value was collected is a time phase in which the influence of heartbeat is relatively small. On the other hand, if the value of the evaluation value is less than the threshold value, it is considered that the time phase in which the reflected wave data used when calculating the evaluation value was collected is a time phase in which the influence of heartbeat is relatively large.
そして、ステップＳ１０４において、決定機能１４ｃは、以下に説明する複数の処理（第１の処理～第６の処理）のうち少なくとも１つの処理を実行する。 Then, in step S104, the determination function 14c executes at least one process among a plurality of processes (first process to sixth process) described below.
（第１の処理）
例えば、ステップＳ１０４で行われる第１の処理として、決定機能１４ｃは、評価値に基づいて、ステップＳ１０２で生成されたＭＴＩフィルタに、ステップＳ１０１で収集された反射波データのデータ列を入力することによりＭＴＩフィルタから出力される血流信号を時間方向へ加算平均する加算平均処理を行うか否かを決定する。
(First process)
For example, as the first process performed in step S104, the determination function 14c inputs the data string of the reflected wave data collected in step S101 to the MTI filter generated in step S102 based on the evaluation value. It is determined whether or not to perform an averaging process that adds and averages the blood flow signals output from the MTI filter in the time direction.
例えば、決定機能１４ｃは、評価値の値が閾値以上である場合、ＭＴＩフィルタから出力される血流信号を時間方向へ加算平均する加算平均処理を行うことを決定する。一方、決定機能１４ｃは、評価値の値が閾値未満である場合、ＭＴＩフィルタから出力される血流信号を時間方向へ加算平均する加算平均処理を行わないことを決定する。 For example, when the evaluation value is greater than or equal to the threshold, the determination function 14c determines to perform an averaging process that adds and averages the blood flow signals output from the MTI filter in the time direction. On the other hand, when the evaluation value is less than the threshold value, the determination function 14c determines not to perform averaging processing that adds and averages the blood flow signals output from the MTI filter in the time direction.
（第２の処理）
また、ステップＳ１０４で行われる第２の処理として、決定機能１４ｃは、評価値に基づいて、ステップＳ１０１で収集された反射波データのデータ列から得られる血流画像データを時間方向へ加算平均する加算平均処理を行うか否かを決定する。
(Second processing)
Further, as a second process performed in step S104, the determination function 14c adds and averages the blood flow image data obtained from the data string of the reflected wave data collected in step S101 in the time direction based on the evaluation value. Determine whether or not to perform averaging processing.
例えば、決定機能１４ｃは、評価値の値が閾値以上である場合、血流画像データを時間方向へ加算平均する加算平均処理を行うことを決定する。一方、決定機能１４ｃは、評価値の値が閾値未満である場合、血流画像データを時間方向へ加算平均する加算平均処理を行わないことを決定する。 For example, when the evaluation value is equal to or greater than the threshold value, the determination function 14c determines to perform an averaging process that adds and averages the blood flow image data in the time direction. On the other hand, when the evaluation value is less than the threshold value, the determination function 14c determines not to perform the averaging process of adding and averaging the blood flow image data in the time direction.
（第３の処理）
また、ステップＳ１０４で行われる第３の処理として、決定機能１４ｃは、評価値に基づいて、ステップＳ１０２で生成されたＭＴＩフィルタに、ステップＳ１０１で収集された反射波データのデータ列を入力することによりＭＴＩフィルタから出力される血流信号に対して最大輝度値保持演算（ピークホールド）を行うか否かを決定する。
(Third process)
Furthermore, as a third process performed in step S104, the determination function 14c inputs the data string of the reflected wave data collected in step S101 to the MTI filter generated in step S102 based on the evaluation value. It is determined whether or not to perform maximum brightness value holding calculation (peak hold) on the blood flow signal output from the MTI filter.
例えば、決定機能１４ｃは、評価値の値が閾値以上である場合、血流信号に対して最大輝度値保持演算を行うことを決定する。一方、決定機能１４ｃは、評価値の値が閾値未満である場合、血流信号に対して最大輝度値保持演算を行わないことを決定する。 For example, when the evaluation value is equal to or greater than the threshold value, the determination function 14c determines to perform maximum brightness value retention calculation on the blood flow signal. On the other hand, when the evaluation value is less than the threshold value, the determination function 14c determines not to perform the maximum brightness value retention calculation on the blood flow signal.
（第４の処理）
また、ステップＳ１０４で行われる第４の処理として、決定機能１４ｃは、評価値に基づいて、ステップＳ１０１で収集された反射波データのデータ列から得られる血流画像データに対して最大輝度値保持演算を行うか否かを決定する。
(Fourth process)
Further, as a fourth process performed in step S104, the determination function 14c holds the maximum brightness value for the blood flow image data obtained from the data string of the reflected wave data collected in step S101, based on the evaluation value. Decide whether to perform the calculation.
例えば、決定機能１４ｃは、評価値の値が閾値以上である場合、血流画像データに対して最大輝度値保持演算を行うことを決定する。一方、決定機能１４ｃは、評価値の値が閾値未満である場合、血流画像データに対して最大輝度値保持演算を行わないことを決定する。 For example, when the evaluation value is equal to or greater than the threshold, the determination function 14c determines to perform the maximum brightness value retention calculation on the blood flow image data. On the other hand, when the evaluation value is less than the threshold value, the determination function 14c determines not to perform the maximum brightness value retention calculation on the blood flow image data.
（第５の処理）
また、ステップＳ１０４で行われる第５の処理として、決定機能１４ｃは、評価値に基づいて、超音波送信条件として超音波プローブ１に印加される電圧の大きさを決定する。
(Fifth process)
Furthermore, as a fifth process performed in step S104, the determination function 14c determines the magnitude of the voltage to be applied to the ultrasound probe 1 as an ultrasound transmission condition based on the evaluation value.
例えば、決定機能１４ｃは、評価値の値が閾値以上である場合、超音波プローブ１に印加される電圧として、第１の電圧を決定する。一方、決定機能１４ｃは、超音波プローブ１に印加される電圧として、第２の電圧を決定する。第１の電圧の大きさは、第２の電圧の大きさよりも大きい。第１の電圧の大きさは、例えば、従来の血流画像データを収集する際に従来の超音波プローブに印可される電圧の大きさよりも大きい。また、第１の電圧の大きさ及び第２の電圧の大きさは、所定の時間内における超音波プローブ１の発熱量が、安全規制に基づく発熱量を超えないように定められている。 For example, the determination function 14c determines the first voltage as the voltage to be applied to the ultrasound probe 1 when the value of the evaluation value is equal to or greater than the threshold value. On the other hand, the determination function 14c determines the second voltage as the voltage to be applied to the ultrasound probe 1. The magnitude of the first voltage is greater than the magnitude of the second voltage. The magnitude of the first voltage is, for example, greater than the magnitude of the voltage applied to a conventional ultrasound probe when collecting conventional blood flow image data. Further, the magnitude of the first voltage and the magnitude of the second voltage are determined so that the amount of heat generated by the ultrasound probe 1 within a predetermined time does not exceed the amount of heat generated based on safety regulations.
（第６の処理）
また、ステップＳ１０４で行われる第６の処理として、決定機能１４ｃは、評価値に基づいて、ステップＳ１０１で収集された反射波データのデータ列の時間方向の間引き率を決定する。
(Sixth process)
Furthermore, as a sixth process performed in step S104, the determination function 14c determines the thinning rate in the time direction of the data string of the reflected wave data collected in step S101, based on the evaluation value.
例えば、決定機能１４ｃは、評価値の値が閾値以上である場合、データ列に含まれる反射波データの間引き率として、第１の間引き率を決定する。一方、決定機能１４ｃは、評価値の値が閾値未満である場合、データ列に含まれる反射波データの間引き率として、第２の間引き率を決定する。第１の間引き率は、第２の間引き率よりも大きい。 For example, when the evaluation value is equal to or greater than the threshold, the determination function 14c determines the first thinning rate as the thinning rate of the reflected wave data included in the data string. On the other hand, when the evaluation value is less than the threshold, the determination function 14c determines a second thinning rate as the thinning rate of the reflected wave data included in the data string. The first thinning rate is greater than the second thinning rate.
次に、超音波診断装置は、ステップＳ１０４で決定された超音波送信条件、受信信号処理及び画像処理の少なくとも１つに基づく血流画像データを生成する（ステップＳ１０５）。 Next, the ultrasound diagnostic apparatus generates blood flow image data based on at least one of the ultrasound transmission conditions, received signal processing, and image processing determined in step S104 (step S105).
ステップＳ１０５における処理について具体例を挙げて説明する。ステップＳ１０５において、超音波診断装置は、ステップＳ１０４で決定された超音波送信条件、受信信号処理及び画像処理の少なくとも１つに応じて、以下に説明する各種の処理を実行する。 The process in step S105 will be explained using a specific example. In step S105, the ultrasound diagnostic apparatus executes various processes described below in accordance with at least one of the ultrasound transmission conditions, received signal processing, and image processing determined in step S104.
（血流信号を時間方向へ加算平均する加算平均処理を行う場合）
例えば、ステップＳ１０４でＭＴＩフィルタから出力される血流信号を時間方向へ加算平均する加算平均処理を行うことが決定された場合、ステップＳ１０５では、超音波診断装置は、加算平均処理を行うと決定された異なる時相の複数の血流信号に対して加算平均処理を行う。これにより、超音波診断装置は、加算平均された血流信号（加算平均後の血流信号）を得る。このようにして、超音波診断装置は、加算平均後の血流信号を生成する。
(When performing averaging processing that adds and averages blood flow signals in the time direction)
For example, if it is determined in step S104 to perform averaging processing in which the blood flow signals output from the MTI filter are added and averaged in the time direction, in step S105, the ultrasound diagnostic apparatus determines to perform averaging processing. Aggregation and averaging processing is performed on a plurality of blood flow signals of different time phases. Thereby, the ultrasonic diagnostic apparatus obtains the averaged blood flow signal (the blood flow signal after the averaging). In this way, the ultrasonic diagnostic apparatus generates the averaged blood flow signal.
異なる時相の複数の血流信号に対して加算平均処理を行う場合の具体例について説明する。例えば、上述したように、超音波診断装置において、１フレーム分の反射波データのデータ列が収集される度に、ステップＳ１０２～Ｓ１０６における各処理が実行される。すなわち、繰り返し、ステップＳ１０２～Ｓ１０６における各処理が実行される。ここで、例えば、図２に示す血流画像データ生成処理がＮ（Ｎは自然数）回繰り返され、今回の血流画像データ生成処理がＮ番目のフレームに対応し、Ｋ（自然数：Ｎ≧Ｋ）フレーム連続してステップＳ１０４でＭＴＩフィルタから出力される血流信号を時間方向へ加算平均する加算平均処理を行うことが決定された場合について説明する。この場合、（Ｎ－Ｋ＋１）番目のフレームから（Ｎ－１）番目のフレームまでの（Ｋ－１）フレーム分の血流信号は、既に生成されている。 A specific example of performing averaging processing on a plurality of blood flow signals of different time phases will be described. For example, as described above, in the ultrasound diagnostic apparatus, each process in steps S102 to S106 is executed each time a data string of reflected wave data for one frame is collected. That is, each process in steps S102 to S106 is repeatedly executed. Here, for example, the blood flow image data generation process shown in FIG. 2 is repeated N times (N is a natural number), and the current blood flow image data generation process corresponds to the Nth frame, and ) A case will be described in which it is determined in step S104 to perform averaging processing in which the blood flow signals output from the MTI filter are added and averaged in the time direction for consecutive frames. In this case, blood flow signals for (K-1) frames from the (N-K+1)th frame to the (N-1)th frame have already been generated.
そして、Ｎ番目のフレームに対応する血流信号を得るために、超音波診断装置は、以下の処理を行う。例えば、生成機能１４ｄは、Ｎ番目のフレームに対応する血流画像データ生成処理のステップＳ１０２で生成されたＭＴＩフィルタに、Ｎ番目のフレームに対応する血流画像データ生成処理のステップＳ１０１で収集された反射波データのデータ列を入力し、ＭＴＩフィルタから出力された血流信号を取得することで、Ｎ番目のフレームに対応する血流信号を生成する。
Then, in order to obtain a blood flow signal corresponding to the Nth frame, the ultrasonic diagnostic apparatus performs the following processing. For example, the
そして、生成機能１４ｄは、（Ｎ－Ｍ＋１）番目のフレームからＮ番目のフレームまでのＭフレーム分のＭ個の血流信号を加算平均する。これにより、生成機能１４ｄは、加算平均された後の血流信号（加算平均後の血流信号）を得る。このようにして、ステップＳ１０５において、生成機能１４ｄは、加算平均後の血流信号を生成する。そして、ステップＳ１０５において、血流情報推定機能１４ｅは、生成機能１４ｄにより生成された加算平均後の血流信号を用いた自己相関演算等の演算を行なって、血流情報を推定し、推定した血流情報を示すドプラデータを出力する。そして、ステップＳ１０５において、画像生成回路１５は、推定した血流情報を示すドプラデータから血流画像データを生成する。
Then, the
このようにして生成された血流画像データは、心拍動の影響が比較的少なく、血流成分が効果的に描出されている画像データである。また、血流信号が加算平均されているため、血流画像データのＳ／Ｎが向上されている。したがって、本実施形態に係る超音波診断装置によれば、心拍動の影響が比較的小さい時相における血流画像データのＳ／Ｎを向上させることができる。 The blood flow image data generated in this way is image data that is relatively less affected by heartbeat and effectively depicts blood flow components. Furthermore, since the blood flow signals are averaged, the S/N of the blood flow image data is improved. Therefore, according to the ultrasonic diagnostic apparatus according to the present embodiment, it is possible to improve the S/N of blood flow image data in a time phase in which the influence of heartbeat is relatively small.
（血流信号を時間方向へ加算平均する加算平均処理を行わない場合）
ステップＳ１０４でＭＴＩフィルタから出力される血流信号を時間方向へ加算平均する加算平均処理を行わないことが決定された場合について説明する。この場合、超音波診断装置は、ステップＳ１０５では、以下に説明する各種の処理を実行する。
(When not performing averaging processing that adds and averages blood flow signals in the time direction)
A case where it is determined in step S104 not to perform the averaging process of adding and averaging the blood flow signals output from the MTI filter in the time direction will be described. In this case, the ultrasonic diagnostic apparatus executes various processes described below in step S105.
例えば、ステップＳ１０５において、生成機能１４ｄは、ステップＳ１０２で生成されたＭＴＩフィルタに、ステップＳ１０１で収集された反射波データのデータ列を入力し、ＭＴＩフィルタから出力された血流信号を取得することで、血流信号を生成する。そして、ステップＳ１０５において、血流情報推定機能１４ｅは、生成機能１４ｄにより生成された血流信号を用いた自己相関演算等の演算を行なって、血流情報を推定し、推定した血流情報を示すドプラデータを出力する。そして、ステップＳ１０５において、画像生成回路１５は、推定した血流情報を示すドプラデータから血流画像データを生成する。
For example, in step S105, the
（血流画像データを時間方向へ加算平均する加算平均処理を行うことが決定された場合）
次に、ステップＳ１０４で血流画像データを時間方向へ加算平均する加算平均処理を行うことが決定された場合、ステップＳ１０５では、超音波診断装置は、加算平均処理を行うと決定された異なる時相の複数の血流画像データに対して加算平均処理を行う。これにより、超音波診断装置は、加算平均された血流画像データ（加算平均後の血流画像データ）を得る。このようにして、超音波診断装置は、加算平均後の血流画像データを生成する。
(When it is decided to perform averaging processing that adds and averages blood flow image data in the time direction)
Next, if it is determined in step S104 to perform an averaging process of adding and averaging the blood flow image data in the time direction, in step S105, the ultrasound diagnostic apparatus performs an averaging process at different times determined to perform the averaging process. Addition and averaging processing is performed on a plurality of phase blood flow image data. Thereby, the ultrasonic diagnostic apparatus obtains averaged blood flow image data (blood flow image data after averaging). In this way, the ultrasound diagnostic apparatus generates blood flow image data after averaging.
異なる時相の複数の血流画像データに対して加算平均処理を行う場合の具体例について説明する。ここで、例えば、図２に示す血流画像データ生成処理がＮ回繰り返され、今回の血流画像データ生成処理がＮ番目のフレームに対応し、Ｋフレーム連続してステップＳ１０４で血流画像データを時間方向へ加算平均する加算平均処理を行うことが決定された場合について説明する。この場合、（Ｎ－Ｋ＋１）番目のフレームから（Ｎ－１）番目のフレームまでの（Ｋ－１）フレーム分の血流画像データは、既に生成されている。 A specific example of performing averaging processing on a plurality of blood flow image data of different time phases will be described. Here, for example, the blood flow image data generation process shown in FIG. 2 is repeated N times, the current blood flow image data generation process corresponds to the Nth frame, and the blood flow image data is A case will be described in which it is decided to perform an averaging process of adding and averaging in the time direction. In this case, blood flow image data for (K-1) frames from the (N-K+1)th frame to the (N-1)th frame have already been generated.
そして、Ｎ番目のフレームに対応する血流画像データを得るために、超音波診断装置は、以下の処理を行う。例えば、生成機能１４ｄは、Ｎ番目のフレームに対応する血流画像データ生成処理のステップＳ１０２で生成されたＭＴＩフィルタに、Ｎ番目のフレームに対応する血流画像データ生成処理のステップＳ１０１で収集された反射波データのデータ列を入力し、ＭＴＩフィルタから出力された血流信号を取得することで、Ｎ番目のフレームに対応する血流信号を生成する。そして、ステップＳ１０５において、血流情報推定機能１４ｅは、生成機能１４ｄにより生成された血流信号を用いた自己相関演算等の演算を行なって、血流情報を推定し、推定した血流情報を示すドプラデータを出力する。そして、ステップＳ１０５において、画像生成回路１５は、推定した血流情報を示すドプラデータから血流画像データを生成する。このようにして、画像生成回路１５は、Ｎ番目のフレームに対応する血流画像データを生成する。
Then, in order to obtain blood flow image data corresponding to the Nth frame, the ultrasound diagnostic apparatus performs the following processing. For example, the
そして、画像生成回路１５は、（Ｎ－Ｍ＋１）番目のフレームからＮ番目のフレームまでのＭフレーム分のＭ個の血流画像データを加算平均する。これにより、画像生成回路１５は、加算平均された後の血流画像データ（加算平均後の血流画像データ）を得る。このようにして、ステップＳ１０５において、画像生成回路１５は、加算平均後の血流画像データを生成する。 Then, the image generation circuit 15 adds and averages M frames of blood flow image data from the (NM+1)th frame to the Nth frame. Thereby, the image generation circuit 15 obtains blood flow image data after being averaged (blood flow image data after being averaged). In this way, in step S105, the image generation circuit 15 generates blood flow image data after addition and averaging.
このようにして生成された血流画像データは、心拍動の影響が比較的少なく、血流成分が効果的に描出されている画像データである。また、血流画像データが加算平均されているため、血流画像データのＳ／Ｎが向上されている。したがって、本実施形態に係る超音波診断装置によれば、心拍動の影響が比較的小さい時相における血流画像データのＳ／Ｎを向上させることができる。 The blood flow image data generated in this way is image data that is relatively less affected by heartbeat and effectively depicts blood flow components. Furthermore, since the blood flow image data is averaged, the S/N of the blood flow image data is improved. Therefore, according to the ultrasonic diagnostic apparatus according to the present embodiment, it is possible to improve the S/N of blood flow image data in a time phase in which the influence of heartbeat is relatively small.
（血流画像データを時間方向へ加算平均する加算平均処理を行わない場合）
ステップＳ１０４で血流画像データを時間方向へ加算平均する加算平均処理を行わないことが決定された場合について説明する。この場合、超音波診断装置は、ステップＳ１０５では、ステップＳ１０４でＭＴＩフィルタから出力される血流信号を時間方向へ加算平均する加算平均処理を行わないことが決定された場合に実行される処理と同様の処理を実行して、血流画像データを生成する。
(When not performing averaging processing that adds and averages blood flow image data in the time direction)
A case where it is determined in step S104 not to perform the averaging process of adding and averaging blood flow image data in the time direction will be described. In this case, in step S105, the ultrasonic diagnostic apparatus performs processing that is executed when it is determined in step S104 not to perform the averaging process of adding and averaging the blood flow signals output from the MTI filter in the time direction. Similar processing is executed to generate blood flow image data.
（血流信号に対して最大輝度値保持演算を行う場合）
例えば、ステップＳ１０４でＭＴＩフィルタから出力される血流信号に対して最大輝度値保持演算を行うことが決定された場合、ステップＳ１０５では、超音波診断装置は、最大輝度値保持演算を行うと決定された異なる時相の複数の血流信号に対して最大輝度値保持演算を行う。これにより、超音波診断装置は、最大輝度値保持演算された血流信号（最大輝度値保持演算後の血流信号）を得る。このようにして、超音波診断装置は、最大輝度値保持演算後の血流信号を生成する。
(When performing maximum brightness value retention calculation on blood flow signal)
For example, if it is determined in step S104 to perform maximum brightness value retention calculation on the blood flow signal output from the MTI filter, in step S105, the ultrasound diagnostic apparatus determines to perform maximum brightness value retention calculation. Maximum brightness value retention calculation is performed on a plurality of blood flow signals of different time phases. Thereby, the ultrasonic diagnostic apparatus obtains a blood flow signal subjected to maximum brightness value retention calculation (a blood flow signal after maximum brightness value retention calculation). In this way, the ultrasonic diagnostic apparatus generates the blood flow signal after the maximum brightness value retention calculation.
異なる時相の複数の血流信号に対して最大輝度値保持演算を行う場合の具体例について説明する。例えば、図２に示す血流画像データ生成処理がＮ回繰り返され、今回の血流画像データ生成処理がＮ番目のフレームに対応し、Ｋフレーム連続してステップＳ１０４でＭＴＩフィルタから出力される血流信号に対して最大輝度値保持演算を行うことが決定された場合について説明する。この場合、（Ｎ－Ｋ＋１）番目のフレームから（Ｎ－１）番目のフレームまでの（Ｋ－１）フレーム分の血流信号は、既に生成されている。 A specific example will be described in which maximum brightness value retention calculation is performed on a plurality of blood flow signals of different time phases. For example, the blood flow image data generation process shown in FIG. A case will be described in which it is decided to perform the maximum brightness value retention calculation on the current signal. In this case, blood flow signals for (K-1) frames from the (N-K+1)th frame to the (N-1)th frame have already been generated.
そして、Ｎ番目のフレームに対応する血流信号を得るために、超音波診断装置は、血流信号を時間方向へ加算平均する加算平均処理を行うことが決定された場合の処理と同様の処理を行って、Ｎ番目のフレームに対応する血流信号を生成する。 Then, in order to obtain the blood flow signal corresponding to the Nth frame, the ultrasonic diagnostic apparatus performs processing similar to the processing when it is decided to perform averaging processing of adding and averaging the blood flow signals in the time direction. is performed to generate a blood flow signal corresponding to the Nth frame.
そして、生成機能１４ｄは、（Ｎ－Ｍ＋１）番目のフレームからＮ番目のフレームまでのＭフレーム分のＭ個の血流信号に対して最大輝度値保持演算を行う。これにより、生成機能１４ｄは、最大輝度値保持演算された後の血流信号（最大輝度値保持演算後の血流信号）を得る。このようにして、ステップＳ１０５において、生成機能１４ｄは、最大輝度値保持演算後の血流信号を生成する。そして、ステップＳ１０５において、血流情報推定機能１４ｅは、生成機能１４ｄにより生成された最大輝度値保持演算後の血流信号を用いた自己相関演算等の演算を行なって、血流情報を推定し、推定した血流情報を示すドプラデータを出力する。そして、ステップＳ１０５において、画像生成回路１５は、推定した血流情報を示すドプラデータから血流画像データを生成する。
Then, the
このようにして生成された血流画像データは、心拍動の影響が比較的少なく、血流成分が効果的に描出されている画像データである。また、血流情報に対して最大輝度値保持演算が行われているため、血流画像データのＳ／Ｎが向上されている。したがって、本実施形態に係る超音波診断装置によれば、心拍動の影響が比較的小さい時相における血流画像データのＳ／Ｎを向上させることができる。 The blood flow image data generated in this way is image data that is relatively less affected by heartbeat and effectively depicts blood flow components. Furthermore, since the maximum brightness value retention calculation is performed on the blood flow information, the S/N of the blood flow image data is improved. Therefore, according to the ultrasonic diagnostic apparatus according to the present embodiment, it is possible to improve the S/N of blood flow image data in a time phase in which the influence of heartbeat is relatively small.
図３は、実施形態に係る超音波診断装置が、ステップＳ１０４で評価値２０に基づいて血流信号に対して最大輝度値保持演算を行うか否かを決定した場合に、ステップＳ１０５で生成される血流画像データに基づく血流画像２１，２２の一例を示す図である。例えば、ステップＳ１０４で用いられる閾値を「０．９」とする。この場合、血流画像２１は、（Ｎ－Ｍ＋１）番目のフレームからＮ番目のフレームまでのＭフレーム分のＭ個の血流信号に対して最大輝度値保持演算を行うことにより得られた血流画像データに基づく血流画像である。図３に示す血流画像２１は、心臓壁や内腔の血流が明瞭に描出されている一方、アーチファクトが比較的少ない。 FIG. 3 shows an image generated in step S105 when the ultrasonic diagnostic apparatus according to the embodiment determines whether to perform maximum brightness value retention calculation on the blood flow signal based on the evaluation value 20 in step S104. FIG. 2 is a diagram showing an example of blood flow images 21 and 22 based on blood flow image data. For example, assume that the threshold used in step S104 is "0.9". In this case, the blood flow image 21 is a blood flow image obtained by performing a maximum brightness value retention calculation on M blood flow signals for M frames from the (NM+1)th frame to the Nth frame. This is a blood flow image based on flow image data. The blood flow image 21 shown in FIG. 3 clearly depicts the blood flow in the heart wall and lumen, but has relatively few artifacts.
（血流信号に対して最大輝度値保持演算を行わない場合）
ステップＳ１０４でＭＴＩフィルタから出力される血流信号に対して最大輝度値保持演算を行わないことが決定された場合について説明する。この場合、超音波診断装置は、ステップＳ１０５では、ステップＳ１０４でＭＴＩフィルタから出力される血流信号を時間方向へ加算平均する加算平均処理を行わないことが決定された場合に実行される処理と同様の処理を実行して、血流画像データを生成する。このようにして生成された血流画像データに基づく血流画像は、例えば、先の図３に示す血流画像２２である。血流画像２２には、比較的多くのアーチファクトが存在し、血流画像２２に描出されている血流は、不明瞭である。
(When maximum brightness value retention calculation is not performed on blood flow signal)
A case will be described in which it is determined in step S104 not to perform maximum brightness value retention calculation on the blood flow signal output from the MTI filter. In this case, in step S105, the ultrasonic diagnostic apparatus performs processing that is executed when it is determined in step S104 not to perform the averaging process of adding and averaging the blood flow signals output from the MTI filter in the time direction. Similar processing is executed to generate blood flow image data. A blood flow image based on the blood flow image data generated in this manner is, for example, the blood flow image 22 shown in FIG. 3 above. There are relatively many artifacts in the blood flow image 22, and the blood flow depicted in the blood flow image 22 is unclear.
（血流画像データに対して最大輝度値保持演算を行うことが決定された場合）
次に、ステップＳ１０４で血流画像データに対して最大輝度値保持演算を行うことが決定された場合、ステップＳ１０５では、超音波診断装置は、最大輝度値保持演算を行うと決定された異なる時相の複数の血流画像データに対して最大輝度値保持演算を行う。これにより、超音波診断装置は、最大輝度値保持演算された血流画像データ（最大輝度値保持演算後の血流画像データ）を得る。このようにして、超音波診断装置は、最大輝度値保持演算後の血流画像データを生成する。
(When it is decided to perform maximum brightness value retention calculation on blood flow image data)
Next, when it is determined in step S104 to perform the maximum brightness value retention calculation on the blood flow image data, in step S105, the ultrasound diagnostic apparatus performs the maximum brightness value retention calculation at a different time when it is determined to perform the maximum brightness value retention calculation. Maximum brightness value retention calculation is performed on a plurality of phase blood flow image data. Thereby, the ultrasonic diagnostic apparatus obtains blood flow image data subjected to maximum brightness value retention calculation (blood flow image data after maximum brightness value retention calculation). In this way, the ultrasonic diagnostic apparatus generates blood flow image data after the maximum brightness value retention calculation.
異なる時相の複数の血流画像データに対して最大輝度値保持演算を行う場合の具体例について説明する。ここで、例えば、図２に示す血流画像データ生成処理がＮ回繰り返され、今回の血流画像データ生成処理がＮ番目のフレームに対応し、Ｋフレーム連続してステップＳ１０４で血流画像データに対して最大輝度値保持演算を行うことが決定された場合について説明する。この場合、（Ｎ－Ｋ＋１）番目のフレームから（Ｎ－１）番目のフレームまでの（Ｋ－１）フレーム分の血流画像データは、既に生成されている。 A specific example of performing maximum brightness value retention calculation on a plurality of blood flow image data of different time phases will be described. Here, for example, the blood flow image data generation process shown in FIG. 2 is repeated N times, the current blood flow image data generation process corresponds to the Nth frame, and the blood flow image data is A case will be described in which it is decided to perform the maximum brightness value holding calculation for the image. In this case, blood flow image data for (K-1) frames from the (N-K+1)th frame to the (N-1)th frame have already been generated.
そして、Ｎ番目のフレームに対応する血流画像データを得るために、超音波診断装置は、血流画像データを時間方向へ加算平均する加算平均処理を行うことが決定された場合の処理と同様の処理を行って、Ｎ番目のフレームに対応する血流画像データを生成する。 Then, in order to obtain blood flow image data corresponding to the N-th frame, the ultrasound diagnostic apparatus performs the same process as when it is decided to perform averaging processing that adds and averages the blood flow image data in the time direction. The following processing is performed to generate blood flow image data corresponding to the Nth frame.
そして、画像生成回路１５は、（Ｎ－Ｍ＋１）番目のフレームからＮ番目のフレームまでのＭフレーム分のＭ個の血流画像データに対して最大輝度値保持演算を行う。これにより、画像生成回路１５は、最大輝度値保持演算された後の血流画像データ（最大輝度値保持演算後の血流画像データ）を得る。このようにして、ステップＳ１０５において、画像生成回路１５は、最大輝度値保持演算後の血流画像データを生成する。 Then, the image generation circuit 15 performs a maximum brightness value holding operation on M blood flow image data for M frames from the (NM+1)th frame to the Nth frame. Thereby, the image generation circuit 15 obtains blood flow image data after the maximum brightness value retention calculation (blood flow image data after the maximum brightness value retention calculation). In this way, in step S105, the image generation circuit 15 generates blood flow image data after the maximum brightness value retention calculation.
このようにして生成された血流画像データは、心拍動の影響が比較的少なく、血流成分が効果的に描出されている画像データである。また、血流画像データに対して最大輝度値保持演算が行われているため、血流画像データのＳ／Ｎが向上されている。したがって、本実施形態に係る超音波診断装置によれば、心拍動の影響が比較的小さい時相における血流画像データのＳ／Ｎを向上させることができる。 The blood flow image data generated in this way is image data that is relatively less affected by heartbeat and effectively depicts blood flow components. Further, since the maximum brightness value retention calculation is performed on the blood flow image data, the S/N of the blood flow image data is improved. Therefore, according to the ultrasonic diagnostic apparatus according to the present embodiment, it is possible to improve the S/N of blood flow image data in a time phase in which the influence of heartbeat is relatively small.
（血流画像データに対して最大輝度値保持演算を行わない場合）
ステップＳ１０４で血流画像データに対して最大輝度値保持演算を行わないことが決定された場合について説明する。この場合、超音波診断装置は、ステップＳ１０５では、ステップＳ１０４でＭＴＩフィルタから出力される血流信号を時間方向へ加算平均する加算平均処理を行わないことが決定された場合に実行される処理と同様の処理を実行して、血流画像データを生成する。
(When maximum brightness value retention calculation is not performed on blood flow image data)
A case where it is determined in step S104 not to perform maximum brightness value retention calculation on blood flow image data will be described. In this case, in step S105, the ultrasonic diagnostic apparatus performs processing that is executed when it is determined in step S104 not to perform the averaging process of adding and averaging the blood flow signals output from the MTI filter in the time direction. Similar processing is executed to generate blood flow image data.
（超音波プローブ１に印加される電圧として、第１の電圧が決定された場合）
次に、ステップＳ１０４で超音波プローブ１に印加される電圧として、第１の電圧が決定された場合について説明する。ここで、例えば、図２に示す血流画像データ生成処理がＮ回繰り返され、今回の血流画像データ生成処理がＮ番目のフレームに対応する場合について説明する。
(When the first voltage is determined as the voltage applied to the ultrasound probe 1)
Next, a case where the first voltage is determined as the voltage applied to the ultrasound probe 1 in step S104 will be described. Here, for example, a case will be described in which the blood flow image data generation process shown in FIG. 2 is repeated N times and the current blood flow image data generation process corresponds to the Nth frame.
Ｎ番目のフレームに対応する血流画像データを得るために、超音波診断装置は、以下に説明する各種の処理を行って、Ｎ番目のフレームに対応する血流画像データを生成する。 In order to obtain blood flow image data corresponding to the Nth frame, the ultrasound diagnostic apparatus performs various processes described below to generate blood flow image data corresponding to the Nth frame.
例えば、生成機能１４ｄは、Ｎ回繰り返された血流画像データ生成処理において、ステップＳ１０４で第１の電圧が決定されたタイミングに基づいて、第１の電圧が決定される時間間隔を特定する。例えば、生成機能１４ｄは、第１の電圧が決定された複数のタイミングから、時間的に隣接する２つのタイミングの間隔を複数特定する。そして、生成機能１４ｄは、特定された複数の間隔の平均値を計算する。
For example, in the blood flow image data generation process repeated N times, the
そして、処理回路１８は、生成機能１４ｄにより計算された複数の間隔の平均値と、生成機能１４ｄによりステップＳ１０４で第１の電圧が決定されたタイミングに基づいて、次に、第１の電圧が決定されるタイミングを予測する。具体例を挙げて説明すると、処理回路１８は、ステップＳ１０４で第１の電圧が決定されたタイミングに、複数の間隔の平均値を加算したタイミングを、次に第１の電圧が決定されるタイミングとして予測する。
The processing circuit 18 then determines the first voltage based on the average value of the plurality of intervals calculated by the
そして、処理回路１８は、予測されたタイミングで第１の電圧を超音波プローブ１に印加することにより予測されたタイミングで超音波プローブ１に超音波を送信させるように、送受信回路１１を制御する。これにより、送受信回路１１は、予測されたタイミングで第１の電圧を超音波プローブ１に印加することにより、予測されたタイミングで超音波を送信するように超音波プローブ１を制御する。この結果、超音波プローブ１は、、予測されたタイミングで超音波を送信する。そして、超音波診断装置の画像生成回路１５は、この超音波の送信により得られた血流情報を示すドプラデータから血流画像データを生成する。このようにして生成された血流画像データは、Ｎ番目のフレームに対応する血流画像データである。 Then, the processing circuit 18 controls the transmitting/receiving circuit 11 so as to cause the ultrasound probe 1 to transmit ultrasound at the predicted timing by applying the first voltage to the ultrasound probe 1 at the predicted timing. . Thereby, the transmitting/receiving circuit 11 controls the ultrasound probe 1 to transmit ultrasound at the predicted timing by applying the first voltage to the ultrasound probe 1 at the predicted timing. As a result, the ultrasound probe 1 transmits ultrasound at the predicted timing. Then, the image generation circuit 15 of the ultrasound diagnostic apparatus generates blood flow image data from the Doppler data indicating blood flow information obtained by transmitting the ultrasound waves. The blood flow image data generated in this manner is blood flow image data corresponding to the Nth frame.
このようにして生成されたＮ番目のフレームに対応する血流画像データは、心拍動の影響が比較的少なく、血流成分が効果的に描出されている画像データである。また、例えば、従来の血流画像データを収集する際に従来の超音波プローブに印可される電圧の大きさよりも大きい第１の電圧が超音波プローブ１に印加されている。このため、血流画像データのＳ／Ｎが向上されている。また、上述したように、第１の電圧の大きさ及び第２の電圧の大きさは、所定の時間内における超音波プローブ１の発熱量が、安全規制に基づく発熱量を超えないように定められている。したがって、本実施形態に係る超音波診断装置によれば、安全規制に基づく発熱量を超えることなく、心拍動の影響が比較的小さい時相における血流画像データのＳ／Ｎを向上させることができる。 The blood flow image data corresponding to the Nth frame generated in this manner is image data that is relatively less affected by heartbeat and effectively depicts blood flow components. Further, for example, a first voltage is applied to the ultrasound probe 1 that is larger than the voltage applied to a conventional ultrasound probe when collecting conventional blood flow image data. Therefore, the S/N of blood flow image data is improved. Furthermore, as described above, the magnitude of the first voltage and the magnitude of the second voltage are determined so that the amount of heat generated by the ultrasound probe 1 within a predetermined time does not exceed the amount of heat generated based on safety regulations. It is being Therefore, according to the ultrasound diagnostic apparatus according to the present embodiment, it is possible to improve the S/N of blood flow image data in a time phase in which the influence of heartbeat is relatively small without exceeding the amount of heat generated based on safety regulations. can.
（超音波プローブ１に印加される電圧として、第２の電圧が決定された場合）
次に、ステップＳ１０４で超音波プローブ１に印加される電圧として、第２の電圧が決定された場合について説明する。この場合、超音波診断装置は、第１の電圧が決定された場合と同様の方法で、Ｎ番目のフレームに対応する血流画像データを生成する。例えば、超音波診断装置は、第１の電圧に代えて第２の電圧を超音波プローブ１に印加することにより、Ｎ番目のフレームに対応する血流画像データを生成する。
(When the second voltage is determined as the voltage applied to the ultrasound probe 1)
Next, a case where the second voltage is determined as the voltage applied to the ultrasound probe 1 in step S104 will be described. In this case, the ultrasound diagnostic apparatus generates blood flow image data corresponding to the Nth frame in the same manner as when the first voltage is determined. For example, the ultrasound diagnostic apparatus generates blood flow image data corresponding to the Nth frame by applying a second voltage to the ultrasound probe 1 instead of the first voltage.
上述したように、第１の電圧が決定された場合及び第２の電圧が決定された場合の両方の場合において、超音波プローブ１及び送受信回路１１は、決定機能１４ｃにより決定された電圧（第１の電圧又は第２の電圧）にしたがって超音波を送信することにより、同一位置の反射波データのデータ列を収集する。決定された電圧は、超音波送信条件の一例である。具体的には、超音波プローブ１に決定機能１４ｃにより決定された大きさの電圧が印加されることで、超音波プローブ１及び送受信回路１１は、印加された電圧の大きさに応じた超音波を送信することにより同一位置の反射波データのデータ列を収集する。そして、ドプラ処理回路１４及び画像生成回路１５は、収集された反射波データのデータ列に基づいてＮ番目のフレームに対応する血流画像データを生成する。 As described above, in both the cases where the first voltage is determined and the second voltage is determined, the ultrasound probe 1 and the transmitting/receiving circuit 11 select the voltage determined by the determination function 14c (the second voltage). By transmitting ultrasonic waves according to the first voltage or the second voltage, a data string of reflected wave data at the same position is collected. The determined voltage is an example of ultrasound transmission conditions. Specifically, by applying a voltage of the magnitude determined by the determination function 14c to the ultrasound probe 1, the ultrasound probe 1 and the transmitting/receiving circuit 11 generate ultrasonic waves according to the magnitude of the applied voltage. By transmitting , a data string of reflected wave data at the same position is collected. Then, the Doppler processing circuit 14 and the image generation circuit 15 generate blood flow image data corresponding to the Nth frame based on the data string of the collected reflected wave data.
（データ列に含まれる反射波データの間引き率として、第１の間引き率が決定された場合）
次に、ステップＳ１０４でデータ列に含まれる反射波データの間引き率として、第１の間引き率が決定された場合について説明する。ステップＳ１０５では、超音波診断装置は、決定された第１の間引き率に基づいて反射波データが間引かれた反射波データのデータ列から得られる血流画像データを生成する。
(When the first thinning rate is determined as the thinning rate of reflected wave data included in the data string)
Next, a case where the first thinning rate is determined as the thinning rate of the reflected wave data included in the data string in step S104 will be described. In step S105, the ultrasound diagnostic apparatus generates blood flow image data obtained from a data string of reflected wave data in which reflected wave data has been thinned out based on the determined first thinning rate.
例えば、ステップＳ１０５では、生成機能１４ｄは、ステップＳ１０２で生成されたＭＴＩフィルタに、ステップＳ１０１で収集された反射波データのデータ列を入力し、ＭＴＩフィルタから出力された血流信号を取得することで、血流信号を生成する。
For example, in step S105, the
そして、ステップＳ１０５において、血流情報推定機能１４ｅは、生成機能１４ｄにより生成された血流信号を用いた自己相関演算等の演算を行なって、血流情報を推定し、推定した血流情報を示すドプラデータを出力する。そして、ステップＳ１０５において、画像生成回路１５は、推定した血流情報を示すドプラデータから血流画像データを生成する。
Then, in step S105, the blood flow information estimation function 14e estimates blood flow information by performing calculations such as autocorrelation calculation using the blood flow signal generated by the
このようにして生成された血流画像データは、心拍動の影響が比較的少なく、血流成分が効果的に描出されている画像データである。また、本実施形態に係る超音波診断装置によれば、比較的高い間引き率である第１の間引き率により反射波データが間引かれているため、比較的遅い血流が明瞭に描出された血流画像データを生成することができる。 The blood flow image data generated in this way is image data that is relatively less affected by heartbeat and effectively depicts blood flow components. Further, according to the ultrasound diagnostic apparatus according to the present embodiment, since the reflected wave data is thinned out by the first thinning rate which is a relatively high thinning rate, relatively slow blood flow is clearly visualized. Blood flow image data can be generated.
（データ列に含まれる反射波データの間引き率として、第２の間引き率が決定された場合）
次に、ステップＳ１０４でデータ列に含まれる反射波データの間引き率として、第２の間引き率が決定された場合について説明する。ステップＳ１０５では、超音波診断装置は、決定された第２の間引き率に基づいて反射波データが間引かれた反射波データのデータ列から得られる血流画像データを生成する。この場合、超音波診断装置は、第１の間引き率が決定された場合と同様の方法で、血流画像データを生成する。例えば、超音波診断装置は、第１の間引き率に代えて第２の間引き率に基づいて反射波データが間引かれた反射波データのデータ列を用いて、血流画像データを生成する。
(When the second thinning rate is determined as the thinning rate of reflected wave data included in the data string)
Next, a case where the second thinning rate is determined as the thinning rate of the reflected wave data included in the data string in step S104 will be described. In step S105, the ultrasound diagnostic apparatus generates blood flow image data obtained from a data string of reflected wave data in which reflected wave data has been thinned out based on the determined second thinning rate. In this case, the ultrasound diagnostic apparatus generates blood flow image data using the same method as when the first thinning rate is determined. For example, an ultrasound diagnostic apparatus generates blood flow image data using a data string of reflected wave data in which reflected wave data is thinned out based on a second thinning rate instead of the first thinning rate.
次に、処理回路１８は、ステップＳ１０５で生成された血流画像データに基づく血流画像データをモニタ２に表示させ（ステップＳ１０６）、図２に示す血流画像データ生成処理を終了する。 Next, the processing circuit 18 causes the monitor 2 to display blood flow image data based on the blood flow image data generated in step S105 (step S106), and ends the blood flow image data generation process shown in FIG. 2.
図４，５は、従来の超音波診断装置により生成された血流画像データに基づく血流画像と、本実施形態に係る超音波診断装置により生成された血流画像データに基づく血流画像とを示す図である。例えば、図４に示す血流画像２３は、従来の超音波診断装置により生成された拡張末期における血流画像データに基づく血流画像である。また、図４に示す血流画像２４は、本実施形態に係る超音波診断装置により生成された拡張末期における血流画像データに基づく血流画像である。なお、拡張末期では、評価値の値が閾値以上となる。血流画像２４は、ステップＳ１０４で血流信号に対して最大輝度値保持演算を行うことが決定されることによりステップＳ１０５で生成された血流画像データに基づく血流画像である。血流画像２３と血流画像２４とを比較すると、血流画像２３よりも血流画像２４のほうが、血流信号強度が高く、血流面積が大きい。このため、ユーザは、血流画像２３よりも血流画像２４のほうが血流を視認しやすい。 4 and 5 show a blood flow image based on blood flow image data generated by a conventional ultrasound diagnostic device and a blood flow image based on blood flow image data generated by the ultrasound diagnostic device according to the present embodiment. FIG. For example, the blood flow image 23 shown in FIG. 4 is a blood flow image based on end-diastolic blood flow image data generated by a conventional ultrasound diagnostic apparatus. Further, the blood flow image 24 shown in FIG. 4 is a blood flow image based on blood flow image data in the end-diastole phase generated by the ultrasound diagnostic apparatus according to the present embodiment. Note that at the end of diastole, the evaluation value is equal to or greater than the threshold value. The blood flow image 24 is a blood flow image based on blood flow image data generated in step S105 when it is determined in step S104 to perform maximum brightness value retention calculation on the blood flow signal. Comparing the blood flow image 23 and the blood flow image 24, the blood flow image 24 has a higher blood flow signal intensity and a larger blood flow area than the blood flow image 23. Therefore, it is easier for the user to visually recognize the blood flow in the blood flow image 24 than in the blood flow image 23.
図５に示す血流画像２５は、従来の超音波診断装置により生成された収縮末期における血流画像データに基づく血流画像である。また、図５に示す血流画像２６は、本実施形態に係る超音波診断装置により生成された収縮末期における血流画像データに基づく血流画像である。なお、収縮末期では、拡張末期と同様に、評価値の値が閾値以上となる。血流画像２６は、ステップＳ１０４で血流信号に対して最大輝度値保持演算を行うことが決定されることによりステップＳ１０５で生成された血流画像データに基づく血流画像である。血流画像２５と血流画像２６とを比較すると、血流画像２５よりも血流画像２６のほうが、血流信号強度が高く、血流面積が大きい。このため、ユーザは、血流画像２５よりも血流画像２６のほうが血流を視認しやすい。 The blood flow image 25 shown in FIG. 5 is a blood flow image based on blood flow image data at the end of systole generated by a conventional ultrasound diagnostic apparatus. Further, the blood flow image 26 shown in FIG. 5 is a blood flow image based on blood flow image data at the end of systole generated by the ultrasound diagnostic apparatus according to the present embodiment. Note that in the end systole, the evaluation value is equal to or greater than the threshold, similar to the end diastole. The blood flow image 26 is a blood flow image based on the blood flow image data generated in step S105 when it is determined in step S104 to perform maximum brightness value retention calculation on the blood flow signal. Comparing the blood flow image 25 and the blood flow image 26, the blood flow image 26 has a higher blood flow signal intensity and a larger blood flow area than the blood flow image 25. Therefore, the user can more easily visually recognize the blood flow in the blood flow image 26 than in the blood flow image 25.
図６は、従来の超音波診断装置が、上述した第１超音波走査及び第２超音波走査を実行し、リアルタイムで、Ｂモード画像９０及びＢモード画像９０に重畳された血流画像９１を動画としてモニタに表示させる場合を示す図である。図７は、本実施形態に係る超音波診断装置が、上述した第１超音波走査及び第２超音波走査を実行し、リアルタイムで、Ｂモード画像３０及びＢモード画像３０に重畳された血流画像３１を動画としてモニタ２に表示させる場合を示す図である。図６では、第１走査範囲として設定された関心領域９２内の血流情報が血流画像９１に描出されている。また、図７では、第１走査範囲として設定された関心領域３２内の血流情報が血流画像３１に描出されている。 FIG. 6 shows that a conventional ultrasound diagnostic apparatus executes the above-described first ultrasound scan and second ultrasound scan, and generates a B-mode image 90 and a blood flow image 91 superimposed on the B-mode image 90 in real time. It is a figure which shows the case where it is displayed on a monitor as a moving image. FIG. 7 shows a B-mode image 30 and a blood flow superimposed on the B-mode image 30 in real time when the ultrasonic diagnostic apparatus according to the present embodiment executes the above-described first ultrasonic scan and second ultrasonic scan. 3 is a diagram showing a case where an image 31 is displayed on the monitor 2 as a moving image. FIG. In FIG. 6, blood flow information within a region of interest 92 set as the first scanning range is depicted in a blood flow image 91. Further, in FIG. 7 , blood flow information within the region of interest 32 set as the first scanning range is depicted in the blood flow image 31 .
また、図６では、モニタに動画表示される血流画像９１のうち、心拍動の影響が比較的小さい時相における血流画像９１ａが示されている。同様に、図７では、モニタ２に動画表示される血流画像３１のうち、心拍動の影響が比較的小さい時相における血流画像３１ａが示されている。 Further, in FIG. 6, among the blood flow images 91 displayed as moving images on the monitor, a blood flow image 91a in a time phase in which the influence of heartbeat is relatively small is shown. Similarly, in FIG. 7, among the blood flow images 31 displayed as moving images on the monitor 2, a blood flow image 31a in a time phase in which the influence of heartbeat is relatively small is shown.
血流画像９１ａと血流画像３１ａとを比較すると、血流画像９１ａよりも血流画像３１ａのほうが、血流の周囲のアーチファクトの信号レベルが低減されている。なお、心拍動の影響が比較的大きい時相では、血流画像９１と血流画像３１とでは差がない。 Comparing the blood flow image 91a and the blood flow image 31a, the signal level of artifacts around the blood flow is lower in the blood flow image 31a than in the blood flow image 91a. Note that in a time phase where the influence of heartbeat is relatively large, there is no difference between the blood flow image 91 and the blood flow image 31.
以上、実施形態に係る超音波診断装置について説明した。実施形態に係る超音波診断装置によれば、上述したように、心拍動の影響が比較的小さい時相における血流画像データのＳ／Ｎを向上させることができる。 The ultrasonic diagnostic apparatus according to the embodiment has been described above. According to the ultrasonic diagnostic apparatus according to the embodiment, as described above, it is possible to improve the S/N of blood flow image data in a time phase in which the influence of heartbeat is relatively small.
（実施形態の変形例）
なお、上述した実施形態に係る超音波診断装置において、心拍動の影響が比較的大きい時相では、血流画像においてアーチファクトが比較的多い。そこで、心拍動の影響が比較的大きい時相では、モニタ２に表示される血流画像に描出される血流情報を不明瞭にすることで、拍動の影響が比較的小さい時相においてモニタ２に表示される血流画像に描出される血流情報をユーザにしっかりと視認させてもよい。そこで、このような処理を実行する超音波診断装置を実施形態の変形例に係る超音波診断装置として説明する。
(Modified example of embodiment)
Note that in the ultrasound diagnostic apparatus according to the embodiment described above, there are relatively many artifacts in the blood flow image during a time phase in which the influence of heartbeat is relatively large. Therefore, by obscuring the blood flow information depicted in the blood flow image displayed on the monitor 2 during the time phase where the influence of heartbeat is relatively large, the blood flow information depicted in the blood flow image displayed on the monitor 2 can be The blood flow information depicted in the blood flow image displayed in 2 may be clearly recognized by the user. Therefore, an ultrasonic diagnostic apparatus that performs such processing will be described as an ultrasonic diagnostic apparatus according to a modification of the embodiment.
例えば、実施形態の変形例では、ステップＳ１０４において、血流信号を時間方向へ加算平均する加算平均処理を行わないことが決定された場合、血流画像データを時間方向へ加算平均する加算平均処理を行わないことが決定された場合、血流信号に対して最大輝度値保持演算を行わないことが決定された場合、血流画像データに対して最大輝度値保持演算を行わないことが決定された場合、超音波プローブ１に印加される電圧として第２の電圧が決定された場合、及び、データ列に含まれる反射波データの間引き率として、第２の間引き率が決定された場合の少なくとも１つの場合において、決定機能１４ｃは、以下に説明する３つの処理（第１の処理、第２の処理及び第３の処理）のうちのいずれか１つの処理を実行する。すなわち、ステップＳ１０４において、評価値が閾値未満である場合、超音波診断装置は、更に、以下に説明する３つの処理のうちのいずれか１つの処理を実行する。 For example, in a modification of the embodiment, if it is determined in step S104 not to perform the averaging process of adding and averaging the blood flow signals in the time direction, the averaging process of adding and averaging the blood flow image data in the time direction. If it is decided not to perform the maximum brightness value retention calculation on the blood flow signal, if it is decided not to perform the maximum brightness value retention calculation on the blood flow image data, , the second voltage is determined as the voltage applied to the ultrasound probe 1, and the second thinning rate is determined as the thinning rate of the reflected wave data included in the data string. In one case, the determination function 14c executes any one of the three processes (first process, second process, and third process) described below. That is, in step S104, if the evaluation value is less than the threshold, the ultrasound diagnostic apparatus further executes any one of the three processes described below.
まず、第１の処理について説明する。ステップＳ１０４において、評価値が閾値未満である場合、決定機能１４ｃは、第１の処理として、血流信号の振幅を減衰させるための振幅減衰量を決定する処理を実行する。すなわち、決定機能１４ｃは、評価値に基づいて、振幅減衰量を決定する。ここで、第１の処理では、振幅減衰量は固定値である。 First, the first process will be explained. In step S104, if the evaluation value is less than the threshold, the determination function 14c executes, as a first process, a process of determining an amplitude attenuation amount for attenuating the amplitude of the blood flow signal. That is, the determination function 14c determines the amplitude attenuation amount based on the evaluation value. Here, in the first process, the amplitude attenuation amount is a fixed value.
そして、ステップＳ１０５では、生成機能１４ｄは、ステップＳ１０４で決定された振幅減衰量にしたがって、ステップＳ１０２で生成されたＭＴＩフィルタにステップＳ１０１で収集された反射波データのデータ列を入力することによりＭＴＩフィルタから出力される血流信号の振幅を減衰させる。そして、ステップＳ１０５において、血流情報推定機能１４ｅは、振幅が減衰された血流信号を用いた自己相関演算等の演算を行なって、血流情報を推定し、推定した血流情報を示すドプラデータを出力する。そして、ステップＳ１０５において、画像生成回路１５は、推定した血流情報を示すドプラデータから血流画像データを生成する。すなわち、ステップＳ１０５では、血流情報推定機能１４ｅ及び画像生成回路１５は、振幅が減衰された血流信号に基づいて血流画像データを生成する。
Then, in step S105, the
次に、第２の処理について説明する。ステップＳ１０４において、評価値が閾値未満である場合、決定機能１４ｃは、第２の処理として、まず、ステップＳ１０２で生成されたＭＴＩフィルタにステップＳ１０１で収集された反射波データのデータ列を入力することによりＭＴＩフィルタから出力される血流信号の単位時間内の位相偏移量（ドプラシフト量）を計算する。そして、決定機能１４ｃは、計算された位相偏移量と、位相偏移量の入力に対して血流信号の振幅を減衰させるための振幅減衰量を出力する振幅減衰関数とを用いて、血流信号の振幅を減衰させるための振幅減衰量を決定する処理を実行する。すなわち、決定機能１４ｃは、振幅減衰関数を用いて、血流信号の単位時間内の位相偏移量から振幅減衰量を決定する。ここで、入力される位相偏移量が大きくなるほど、出力される振幅減衰量が小さくなるような振幅減衰関数が内部記憶回路１７に記憶されており、決定機能１４ｃは、振幅減衰量を決定する際に内部記憶回路１７に記憶された振幅減衰関数を内部記憶回路１７から取得する。そして、ステップＳ１０４では、決定機能１４ｃは、取得された振幅減衰関数に位相偏移量を入力し、振幅減衰関数から出力される振幅減衰量を、血流信号を減衰させるための振幅減衰量として決定する。 Next, the second process will be explained. In step S104, if the evaluation value is less than the threshold, the determination function 14c first inputs the data string of the reflected wave data collected in step S101 to the MTI filter generated in step S102 as a second process. As a result, the phase shift amount (Doppler shift amount) within a unit time of the blood flow signal output from the MTI filter is calculated. Then, the determination function 14c uses the calculated phase shift amount and an amplitude attenuation function that outputs an amplitude attenuation amount for attenuating the amplitude of the blood flow signal with respect to the input phase shift amount. A process for determining an amplitude attenuation amount for attenuating the amplitude of a flow signal is executed. That is, the determination function 14c determines the amplitude attenuation amount from the phase shift amount within a unit time of the blood flow signal using the amplitude attenuation function. Here, an amplitude attenuation function is stored in the internal storage circuit 17 such that the larger the input phase shift amount is, the smaller the output amplitude attenuation amount is, and the determination function 14c determines the amplitude attenuation amount. The amplitude attenuation function stored in the internal storage circuit 17 at this time is acquired from the internal storage circuit 17. Then, in step S104, the determining function 14c inputs the phase shift amount into the obtained amplitude attenuation function, and uses the amplitude attenuation amount output from the amplitude attenuation function as the amplitude attenuation amount for attenuating the blood flow signal. decide.
そして、第２の処理において、ステップＳ１０５では、超音波診断装置は、ステップＳ１０４で決定された振幅減衰量を用いて、第１の処理と同様の処理を行うことにより、血流画像データを生成する。 In the second process, in step S105, the ultrasound diagnostic apparatus generates blood flow image data by performing the same process as the first process using the amplitude attenuation determined in step S104. do.
次に、第３の処理について説明する。ステップＳ１０４において、評価値が閾値未満である場合、決定機能１４ｃは、第３の処理として、まず、ステップＳ１０２で生成されたＭＴＩフィルタにステップＳ１０１で収集された反射波データのデータ列を入力することによりＭＴＩフィルタから出力される血流信号の振幅を計算する。そして、決定機能１４ｃは、計算された振幅と、振幅の入力に対して血流信号の振幅を減衰させるための振幅減衰量を出力する振幅減衰関数とを用いて、血流信号の振幅を減衰させるための振幅減衰量を決定する処理を実行する。すなわち、決定機能１４ｃは、振幅減衰関数を用いて、血流信号の振幅から振幅減衰量を決定する。ここで、入力される振幅が大きくなるほど、出力される振幅減衰量が小さくなるような振幅減衰関数が内部記憶回路１７に記憶されており、決定機能１４ｃは、振幅減衰量を決定する際に内部記憶回路１７に記憶された振幅減衰関数を内部記憶回路１７から取得する。そして、ステップＳ１０４では、決定機能１４ｃは、取得された振幅減衰関数に振幅を入力し、振幅減衰関数から出力される振幅減衰量を、血流信号を減衰させるための振幅減衰量として決定する。 Next, the third process will be explained. In step S104, if the evaluation value is less than the threshold, the determination function 14c first inputs the data string of the reflected wave data collected in step S101 to the MTI filter generated in step S102 as a third process. By this, the amplitude of the blood flow signal output from the MTI filter is calculated. Then, the determination function 14c attenuates the amplitude of the blood flow signal using the calculated amplitude and an amplitude attenuation function that outputs an amplitude attenuation amount for attenuating the amplitude of the blood flow signal with respect to the input amplitude. The process of determining the amount of amplitude attenuation for the purpose of That is, the determination function 14c determines the amount of amplitude attenuation from the amplitude of the blood flow signal using the amplitude attenuation function. Here, an amplitude attenuation function is stored in the internal storage circuit 17 such that the larger the input amplitude is, the smaller the output amplitude attenuation amount is. The amplitude attenuation function stored in the storage circuit 17 is acquired from the internal storage circuit 17. Then, in step S104, the determining function 14c inputs the amplitude into the obtained amplitude attenuation function, and determines the amount of amplitude attenuation output from the amplitude attenuation function as the amount of amplitude attenuation for attenuating the blood flow signal.
そして、第３の処理において、ステップＳ１０５では、超音波診断装置は、ステップＳ１０４で決定された振幅減衰量を用いて、第１の処理又は第２の処理と同様の処理を行うことにより、血流画像データを生成する。 Then, in the third process, in step S105, the ultrasonic diagnostic apparatus performs a process similar to the first process or the second process using the amplitude attenuation amount determined in step S104. Generate flow image data.
（その他の変形例）
また、上述した実施形態又は変形例において、超音波診断装置が、被検体Ｐの生体信号として心電波形（Electrocardiogram：ＥＣＧ）を取得する心電計、又は、被検体Ｐの生体信号として心音を取得する心音を取得する心音計を備えていてもよい。そして、計算機能１４ｂは、心電計又は心音計により取得された生体信号に基づいて、評価値を補正してもよい。例えば、収縮末期及び拡張末期は、心拍動の影響が比較的小さい時相である。このため、生体信号が精度の高い信号であり、この生体信号が示す時相が収縮末期又は拡張末期であり、評価値が閾値よりも小さい場合、評価値が誤っていると考えられる。そこで、このような場合、計算機能１４ｂは、評価値が閾値よりも大きくなるように評価値を補正する。これにより、正しい評価値を用いた処理を行うことができる。心電計及び心音計は、取得部の一例である。
(Other variations)
In the above-described embodiments or modified examples, the ultrasound diagnostic apparatus is an electrocardiograph that acquires an electrocardiogram (ECG) as a biological signal of the subject P, or an electrocardiogram that acquires a heart sound as a biological signal of the subject P. The device may include a phonocardiograph that obtains the heart sounds to be obtained. The calculation function 14b may then correct the evaluation value based on the biological signal acquired by the electrocardiograph or the phonocardiograph. For example, end-systole and end-diastole are time phases in which the influence of heartbeat is relatively small. Therefore, if the biosignal is a highly accurate signal, the time phase indicated by the biosignal is end-systole or end-diastole, and the evaluation value is smaller than the threshold, the evaluation value is considered to be incorrect. Therefore, in such a case, the calculation function 14b corrects the evaluation value so that it becomes larger than the threshold value. This allows processing to be performed using correct evaluation values. An electrocardiograph and a phonocardiograph are examples of acquisition units.
上記説明において用いた「プロセッサ」という文言は、例えば、ＣＰＵ（Central Processing Unit）、ＧＰＵ(Graphics Processing Unit)、或いは、特定用途向け集積回路（Application Specific Integrated Circuit：ＡＳＩＣ）、プログラマブル論理デバイス（例えば、単純プログラマブル論理デバイス（Simple Programmable Logic Device：ＳＰＬＤ）、複合プログラマブル論理デバイス（Complex Programmable Logic Device：ＣＰＬＤ）、及びフィールドプログラマブルゲートアレイ（Field Programmable Gate Array：ＦＰＧＡ））等の回路を意味する。プロセッサは記憶回路に保存されたプログラムを読み出し実行することで機能を実現する。なお、記憶回路にプログラムを保存する代わりに、プロセッサの回路内にプログラムを直接組み込むよう構成しても構わない。この場合、プロセッサは回路内に組み込まれたプログラムを読み出し実行することで機能を実現する。なお、本実施形態の各プロセッサは、プロセッサごとに単一の回路として構成される場合に限らず、複数の独立した回路を組み合わせて１つのプロセッサとして構成し、その機能を実現するようにしてもよい。さらに、図１における複数の構成要素を１つのプロセッサへ統合してその機能を実現するようにしてもよい。 The term "processor" used in the above explanation refers to, for example, a CPU (Central Processing Unit), a GPU (Graphics Processing Unit), an Application Specific Integrated Circuit (ASIC), a programmable logic device (for example, Refers to circuits such as a simple programmable logic device (SPLD), a complex programmable logic device (CPLD), and a field programmable gate array (FPGA). A processor realizes its functions by reading and executing a program stored in a memory circuit. Note that instead of storing the program in the memory circuit, the program may be directly incorporated into the circuit of the processor. In this case, the processor realizes its functions by reading and executing a program built into the circuit. Note that each processor in this embodiment is not limited to being configured as a single circuit for each processor, but may also be configured as a single processor by combining multiple independent circuits to realize its functions. good. Furthermore, a plurality of components in FIG. 1 may be integrated into one processor to realize its functions.
上記の実施形態の説明において、図示した各装置の各構成要素は機能概念的なものであり、必ずしも物理的に図示の如く構成されていることを要しない。すなわち、各装置の分散・統合の具体的形態は図示のものに限られず、その全部又は一部を、各種の負荷や使用状況等に応じて、任意の単位で機能的又は物理的に分散・統合して構成することができる。さらに、各装置にて行なわれる各処理機能は、その全部または任意の一部が、ＣＰＵおよび当該ＣＰＵにて解析実行されるプログラムにて実現され、或いは、ワイヤードロジックによるハードウエアとして実現され得る。 In the above description of the embodiments, each component of each illustrated device is functionally conceptual, and does not necessarily need to be physically configured as illustrated. In other words, the specific form of distributing and integrating each device is not limited to what is shown in the diagram, and all or part of the devices can be functionally or physically distributed or integrated in arbitrary units depending on various loads, usage conditions, etc. Can be integrated and configured. Furthermore, all or any part of each processing function performed by each device can be realized by a CPU and a program that is analyzed and executed by the CPU, or can be realized as hardware using wired logic.
また、上記の実施形態で説明した血流画像データ生成方法は、予め用意された血流画像データ生成処理を実行するためのプログラムをパーソナルコンピュータやワークステーション等のコンピュータで実行することによって実現することができる。パーソナルコンピュータやワークステーション等のコンピュータは、医用画像処理装置の一例である。プログラムは、インターネット等のネットワークを介して配布することができる。また、このプログラムは、ハードディスク、フレキシブルディスク（ＦＤ）、ＣＤ－ＲＯＭ、ＭＯ、ＤＶＤ等のコンピュータで読み取り可能な記録媒体に記録され、コンピュータによって記録媒体から読み出されることによって実行することもできる。 Further, the blood flow image data generation method described in the above embodiment can be realized by executing a program prepared in advance for executing blood flow image data generation processing on a computer such as a personal computer or a workstation. Can be done. A computer such as a personal computer or a workstation is an example of a medical image processing device. The program can be distributed via a network such as the Internet. Further, this program can also be executed by being recorded on a computer-readable recording medium such as a hard disk, flexible disk (FD), CD-ROM, MO, DVD, etc., and being read from the recording medium by the computer.
以上説明した少なくとも一つの実施形態又は変形例によれば、心拍動の影響が比較的小さい時相における血流画像データのＳ／Ｎを向上させることができる。 According to at least one embodiment or modification described above, it is possible to improve the S/N of blood flow image data in a time phase in which the influence of heartbeat is relatively small.
本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれると同様に、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれるものである。 Although several embodiments of the invention have been described, these embodiments are presented by way of example and are not intended to limit the scope of the invention. These embodiments can be implemented in various other forms, and various omissions, substitutions, and changes can be made without departing from the gist of the invention. These embodiments and their modifications are included within the scope and gist of the invention as well as within the scope of the invention described in the claims and its equivalents.
１ 超音波プローブ
１０ 装置本体
１４ ドプラ処理回路
１４ｂ 計算機能
１４ｃ 決定機能
１４ｄ 生成機能
１４ｅ 血流情報推定機能
１５ 画像生成回路
１８ 処理回路
1 Ultrasonic probe 10 Apparatus body 14 Doppler processing circuit 14b Calculation function
Claims (13)
前記反射波データのデータ列の時間方向の変動について複数の位置の間の一致性を示す評価値を計算する計算部と、
前記評価値に基づいて、超音波送信条件、受信信号処理及び画像処理の少なくとも１つを決定する決定部と、
前記決定部により決定された前記超音波送信条件、前記受信信号処理及び前記画像処理の前記少なくとも１つに基づく血流画像データを生成する生成部と、
を備える、超音波診断装置。 a collection unit that collects a data string of reflected wave data at the same position by collecting reflected wave data from the same position over multiple frames in the time direction by ultrasonic transmission and reception;
a calculation unit that calculates an evaluation value indicating consistency between a plurality of positions with respect to fluctuations in the time direction of the data string of the reflected wave data;
a determining unit that determines at least one of ultrasound transmission conditions, received signal processing, and image processing based on the evaluation value;
a generation unit that generates blood flow image data based on the at least one of the ultrasound transmission conditions, the received signal processing, and the image processing determined by the determination unit;
An ultrasonic diagnostic device equipped with:
前記生成部は、前記決定部により前記加算平均処理を行うと決定された異なる時相の複数の血流信号に対して前記加算平均処理を行うことにより加算平均後の血流信号を生成し、生成された前記加算平均後の血流信号に基づく前記血流画像データを生成する、
請求項１に記載の超音波診断装置。 The determining unit inputs the data string of the reflected wave data to a filter obtained from the data string of the reflected wave data based on the evaluation value, thereby suppressing clutter and improving blood flow output from the filter. Determine whether or not to perform averaging processing that adds and averages blood flow signals including derived blood flow components in the time direction;
The generation unit generates an averaged blood flow signal by performing the averaging process on a plurality of blood flow signals of different time phases determined by the determining unit to perform the averaging process, generating the blood flow image data based on the generated averaged blood flow signal;
The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1.
前記生成部は、前記決定部により前記加算平均処理を行うと決定された異なる時相の複数の前記反射波データのデータ列から得られる異なる時相の複数の血流画像データに対して前記加算平均処理を行うことにより加算平均後の血流画像データを生成する、
請求項１に記載の超音波診断装置。 The determining unit determines, based on the evaluation value, whether to perform an averaging process of averaging blood flow image data obtained from the data string of the reflected wave data in a time direction;
The generation unit performs the addition on the plurality of blood flow image data in different time phases obtained from the data strings of the plurality of reflected wave data in different time phases determined by the determination unit to perform the averaging process. Generate blood flow image data after averaging by performing averaging processing,
The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1.
前記生成部は、前記決定部により前記最大輝度値保持演算を行うと決定された異なる時相の複数の血流信号に対して前記最大輝度値保持演算を行うことにより前記最大輝度値保持演算後の血流信号を生成し、生成された前記最大輝度値保持演算後の血流信号に基づく前記血流画像データを生成する、
請求項１に記載の超音波診断装置。 The determining unit inputs the data string of the reflected wave data to a filter obtained from the data string of the reflected wave data based on the evaluation value, thereby suppressing clutter and improving blood flow output from the filter. determining whether to perform maximum brightness value retention calculation on the blood flow signal including the derived blood flow component;
The generation unit performs the maximum brightness value retention calculation on a plurality of blood flow signals of different time phases that are determined by the determination unit to perform the maximum brightness value retention calculation, thereby obtaining the maximum brightness value retention calculation after the maximum brightness value retention calculation. generating a blood flow signal, and generating the blood flow image data based on the generated blood flow signal after the maximum brightness value holding calculation;
The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1.
前記生成部は、前記決定部により前記最大輝度値保持演算を行うと決定された異なる時相の複数の前記反射波データのデータ列から得られる異なる時相の複数の血流画像データに対して前記最大輝度値保持演算を行うことにより前記最大輝度値保持演算後の血流画像データを生成する、
請求項１に記載の超音波診断装置。 The determining unit determines, based on the evaluation value, whether to perform a maximum brightness value retention calculation on the blood flow image data obtained from the data string of the reflected wave data,
The generation unit generates a plurality of blood flow image data in different time phases obtained from a data string of the plurality of reflected wave data in different time phases determined by the determination unit to perform the maximum brightness value retention calculation. generating blood flow image data after the maximum brightness value holding calculation by performing the maximum brightness value holding calculation;
The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1.
前記生成部は、前記収集部により前記超音波送信条件にしたがって超音波を送信することにより収集された前記反射波データのデータ列に基づいて血流画像データを生成する、
請求項１に記載の超音波診断装置。 The collection unit collects a data string of reflected wave data at the same position by transmitting ultrasound according to the ultrasound transmission conditions determined by the determination unit,
The generation unit generates blood flow image data based on the data string of the reflected wave data collected by the collection unit transmitting ultrasound according to the ultrasound transmission conditions.
The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1.
前記決定部は、前記超音波送信条件として前記超音波プローブに印可される電圧の大きさを決定し、
前記超音波プローブに前記決定部により決定された大きさの電圧が印加されることで、前記収集部は、印加された前記電圧の大きさに応じた超音波を送信することにより同一位置の反射波データのデータ列を収集する、
請求項６に記載の超音波診断装置。 The collection unit includes an ultrasonic probe that transmits ultrasonic waves according to the applied voltage,
The determining unit determines the magnitude of the voltage applied to the ultrasound probe as the ultrasound transmission condition,
By applying a voltage having a magnitude determined by the determining unit to the ultrasound probe, the collecting unit transmits ultrasound waves corresponding to the magnitude of the applied voltage to detect reflections at the same position. Collect data strings of wave data,
The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 6.
前記生成部は、前記決定部により決定された前記間引き率に基づいて反射波データが間引かれた前記反射波データのデータ列から得られる前記血流画像データを生成する、
請求項１に記載の超音波診断装置。 The determining unit determines a thinning rate in the time direction of the data string of the reflected wave data based on the evaluation value,
The generation unit generates the blood flow image data obtained from the data string of the reflected wave data in which the reflected wave data has been thinned out based on the thinning rate determined by the determination unit.
The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1.
前記生成部は、
前記決定部により決定された前記振幅減衰量にしたがって、前記反射波データのデータ列から得られるフィルタに前記反射波データのデータ列を入力することにより前記フィルタから出力される、クラッタが抑制され血流に由来する血流成分を含む血流信号の振幅を減衰させ、
前記振幅が減衰された前記血流信号に基づいて前記血流画像データを生成する、
請求項１に記載の超音波診断装置。 The determining unit determines an amplitude attenuation amount based on the evaluation value,
The generation unit is
According to the amplitude attenuation amount determined by the determining section, the data string of the reflected wave data is input to a filter obtained from the data string of the reflected wave data, thereby suppressing clutter and reducing blood flow output from the filter. Attenuates the amplitude of the blood flow signal containing the blood flow component derived from the flow,
generating the blood flow image data based on the blood flow signal with the amplitude attenuated;
The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1.
前記生成部は、
前記決定部により決定された前記振幅減衰量にしたがって、前記血流信号の振幅を減衰させ、前記振幅が減衰された前記血流信号に基づいて前記血流画像データを生成する、
請求項１に記載の超音波診断装置。 The determining unit inputs the data string of the reflected wave data to a filter obtained from the data string of the reflected wave data using an amplitude attenuation function that outputs an amplitude attenuation amount in response to an input of a phase shift amount. Determining an amplitude attenuation amount from the phase shift amount within a unit time of a blood flow signal that is output from the filter and includes a blood flow component originating from the blood flow with suppressed clutter,
The generation unit is
attenuating the amplitude of the blood flow signal according to the amplitude attenuation amount determined by the determining unit, and generating the blood flow image data based on the blood flow signal with the amplitude attenuated;
The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1.
前記生成部は、
前記決定部により決定された前記振幅減衰量にしたがって、前記血流信号の振幅を減衰し、前記振幅が減衰された前記血流信号に基づいて前記血流画像データを生成する、
請求項１に記載の超音波診断装置。 The determining unit inputs the data string of the reflected wave data to a filter obtained from the data string of the reflected wave data, using an amplitude attenuation function that outputs an amplitude attenuation amount in response to an input amplitude. Determine the amplitude attenuation amount from the amplitude of the blood flow signal that is output from the device and includes a blood flow component derived from the blood flow with suppressed clutter,
The generation unit is
attenuating the amplitude of the blood flow signal according to the amplitude attenuation amount determined by the determining unit, and generating the blood flow image data based on the blood flow signal with the amplitude attenuated;
The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1.
前記収集部は、前記被検体に対する前記超音波送受信により、前記反射波データのデータ列を収集し、
前記計算部は、前記取得部により取得された前記生体信号に基づいて、前記評価値を補正する、
請求項１に記載の超音波診断装置。 further comprising an acquisition unit that acquires biological signals of the subject;
The collection unit collects a data string of the reflected wave data by transmitting and receiving the ultrasonic waves to and from the subject,
The calculation unit corrects the evaluation value based on the biological signal acquired by the acquisition unit.
The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1.
前記反射波データのデータ列の時間方向の変動について複数の位置の間の一致性を示す評価値を計算し、
前記評価値に基づいて、超音波送信条件、受信信号処理及び画像処理の少なくとも１つを決定し、
決定された前記超音波送信条件、前記受信信号処理及び前記画像処理の前記少なくとも１つに基づく血流画像データを生成する、
血流画像データ生成方法。 By collecting reflected wave data from the same position over multiple frames in the time direction by ultrasonic transmission and reception, a data string of reflected wave data at the same position is collected,
Calculating an evaluation value indicating consistency between a plurality of positions with respect to fluctuations in the time direction of the data string of the reflected wave data,
determining at least one of ultrasound transmission conditions, received signal processing, and image processing based on the evaluation value;
generating blood flow image data based on the at least one of the determined ultrasound transmission conditions, the received signal processing, and the image processing;
Blood flow image data generation method.
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2022
- 2022-08-31 JP JP2022138097A patent/JP2024034087A/en active Pending
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