JP2714259B2 - Ultrasound diagnostic equipment - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION

【０００１】[0001]

【産業上の利用分野】本発明は、被検体に対して超音波
を送波するとともに、送波方向を一平面内で走査し、そ
の反射波に基づいて走査面における被検体の診断画像を
得る超音波診断装置に関する。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to transmitting ultrasonic waves to a subject, scanning the transmitting direction in one plane, and diagnosing a diagnostic image of the subject on a scanning plane based on the reflected waves. The present invention relates to an ultrasonic diagnostic apparatus to be obtained.

【０００２】[0002]

【従来の技術】このような超音波診断装置の従来例とし
ては、超音波ドプラ法とパルス反射法とを併用すること
により１つの超音波プローブで血流分布像と断層像（Ｂ
モード像）とを求め、モノクロの断層像にカラーの血流
分布像を重ねて表示し、リアルタイムで血流情報を表示
する装置がある。この装置は超音波血流イメージング装
置として知られている。超音波プローブから送波される
超音波ビームは一平面内を走査されるので、血流分布像
や断層像はこの走査面についての画像である。このた
め、図１４に示すように、血管１が３次元的に曲がって
いる場合は、表示画面には走査面２についての超音波画
像しか現われない。すなわち、超音波の走査面以外の血
管の部分のイメージングができない不具合がある。な
お、超音波プローブの向きを変えたり、位置を移動する
ことにより、走査面を変えれば、他の部分のイメージン
グが可能ではあるが、各イメージング画面においては各
走査面毎の血流の一部分の断片的な画像しか表示され
ず、血流全体の様子を把握することが困難であった。2. Description of the Related Art As a conventional example of such an ultrasonic diagnostic apparatus, a blood flow distribution image and a tomographic image (B) can be obtained with a single ultrasonic probe by using an ultrasonic Doppler method and a pulse reflection method together.
There is a device that obtains a blood flow distribution image in superimposition on a monochrome tomographic image, and displays blood flow information in real time. This device is known as an ultrasonic blood flow imaging device. Since the ultrasonic beam transmitted from the ultrasonic probe is scanned in one plane, the blood flow distribution image and the tomographic image are images on the scanning plane. Therefore, as shown in FIG. 14, when the blood vessel 1 is bent three-dimensionally, only an ultrasonic image of the scanning plane 2 appears on the display screen. That is, there is a problem that imaging of a blood vessel portion other than the scanning surface of the ultrasonic wave cannot be performed. If the scanning plane is changed by changing the direction or moving the position of the ultrasonic probe, imaging of other parts is possible, but in each imaging screen, a part of the blood flow for each scanning plane is obtained. Only a fragmentary image was displayed, making it difficult to grasp the state of the entire blood flow.

【０００３】一方、Ｘ線診断装置においては、被検体を
透過したＸ線に基づく透視像を形成しているが、血流の
全体像は透視像、特にサブトラクション画像においては
容易に把握できるので、超音波診断装置においても、透
視像のような画像を表示させることが望まれていた。On the other hand, in an X-ray diagnostic apparatus, a fluoroscopic image based on X-rays transmitted through a subject is formed. However, since the whole image of blood flow can be easily grasped in a fluoroscopic image, especially in a subtraction image, It has been desired for an ultrasonic diagnostic apparatus to display an image such as a fluoroscopic image.

【０００４】[0004]

【発明が解決しようとする課題】本発明は上述した事情
に対処すべくなされたもので、その目的は超音波により
Ｘ線透視と等価なイメージングを行なうことができる超
音波診断装置を提供することである。SUMMARY OF THE INVENTION The present invention has been made to address the above-described circumstances, and has as its object to provide an ultrasonic diagnostic apparatus capable of performing imaging equivalent to X-ray fluoroscopy using ultrasonic waves. It is.

【０００５】[0005]

【課題を解決するための手段】本発明による超音波診断
装置は、超音波プローブから送波される超音波を一平面
内で走査し超音波の反射波に基づいて前記平面の断層像
を作成する超音波診断装置において、前記超音波プロー
ブは被検体の３次元空間内の被検体表面に対する傾き角
度が異なる複数の平面を走査する構造を有するものであ
り、前記３次元空間内の複数の平面の断層像を作成する
手段と、前記複数の平面の断層像を被検体表面に対する
傾き角度に応じて被検体表面からの距離を補正してから
平面の傾き角度に応じて重み付けして合成し１枚の画像
を作成する手段とをさらに具備することを特徴とするも
のである。 また、本発明による他の超音波診断装置は、
超音波プローブから送波される超音波を一平面内で走査
し超音波の反射波に基づいて前記平面の断層像および血
流分布像を作成する超音波診断装置において、前記超音
波プローブは被検体の３次元空間内の被検体表面に対す
る傾き角度が異なる複数の平面を走査する構造を有する
ものであり、前記３次元空間内の複数の平面の断層像お
よび血流分布像を作成する手段と、前記複数の平面の断
層像を被検体表面に対する傾き角度に応じて被検体表面
からの距離を補正してから平面の傾き角度に応じて重み
付けして合成し第１の画像を作成するとともに前記複数
の平面の血流分布像を被検体表面に対する傾き角度に応
じて被検体表面に対する位置を補正してから平面の傾き
角度に応じて重み付けして合成し第２の画像を作成する
手段とをさらに具備することを特徴とするものである。 SUMMARY OF THE INVENTION Ultrasound diagnosis according to the present invention
The device transmits ultrasonic waves transmitted from the ultrasonic probe in one plane.
Tomographic image of the plane based on the ultrasonic reflected wave
In the ultrasonic diagnostic apparatus for creating the ultrasonic probe, the ultrasonic probe
Is the tilt angle of the object with respect to the object surface in the three-dimensional space.
It has a structure to scan a plurality of planes with different degrees
Generating tomographic images of a plurality of planes in the three-dimensional space.
Means, and a tomographic image of the plurality of planes
After correcting the distance from the subject surface according to the tilt angle,
One image combined by weighting according to the angle of inclination of the plane
And means for creating
It is. Further, another ultrasonic diagnostic apparatus according to the present invention,
Scans the ultrasonic wave transmitted from the ultrasonic probe in one plane
And a tomographic image of the plane and blood based on the reflected wave of the ultrasonic wave.
In an ultrasonic diagnostic apparatus for creating a flow distribution image, the ultrasonic
The wave probe is applied to the surface of the subject in the three-dimensional space of the subject.
Scans multiple planes with different tilt angles
A tomographic image and a plurality of planes in the three-dimensional space.
Means for creating a blood flow distribution image and cutting of the plurality of planes.
The layer image is converted to the object surface according to the tilt angle with respect to the object surface.
After correcting the distance from, weight according to the inclination angle of the plane
To create a first image,
The blood flow distribution image on the plane
The position with respect to the surface of the subject
Create a second image by weighting and combining according to the angle
Means are further provided.

【０００６】[0006]

【作用】本発明による超音波診断装置によれば、超音波
プローブをその走査面が被検体の表面に対する傾き角度
を変えながら走査して得られた３次元空間内の複数の平
面の断層像、あるいは血流分布像をも傾き角度に応じて
表面からの位置を補正してから傾き角度に応じて重み付
けして合成することにより、Ｘ線透視と等価なイメージ
ングを行なうことができ、被検体の全体の様子を容易に
把握することができる。According to the ultrasonic diagnostic apparatus of the present invention, the scanning plane of the ultrasonic probe is tilted with respect to the surface of the subject.
The tomographic images of a plurality of planes in the three-dimensional space obtained by scanning while changing the
By compensating for the position from the surface and then weighting and combining them according to the tilt angle, imaging equivalent to X-ray fluoroscopy can be performed, and the overall state of the subject can be easily grasped.

【０００７】[0007]

【実施例】以下図面を参照して本発明による超音波診断
装置の実施例を説明する。第１図は第１実施例の構成を
示すブロック図である。セクタ式電子走査型の超音波プ
ローブ１０に走査回路１２が接続される。プローブ１０
は１列に配列された多数の超音波振動子からなり、各振
動子に与える電圧のタイミングを変えることにより超音
波ビームを扇状に走査することや、フォーカスさせるこ
とができる。なお、プローブ１０はセクタ式電子走査型
に限定されず、リニア式でもよいし、機械走査型でもよ
い。すなわち、走査形態はいずれの形態でもよい。DETAILED DESCRIPTION OF THE PREFERRED EMBODIMENTS An embodiment of an ultrasonic diagnostic apparatus according to the present invention will be described below with reference to the drawings. FIG. 1 is a block diagram showing the configuration of the first embodiment. A scanning circuit 12 is connected to a sector-type electronic scanning ultrasonic probe 10. Probe 10
Is composed of a number of ultrasonic transducers arranged in a row, and can change the timing of the voltage applied to each transducer to scan or focus the ultrasonic beam in a fan shape. The probe 10 is not limited to the sector electronic scanning type, but may be a linear type or a mechanical scanning type. That is, the scanning mode may be any mode.

【０００８】走査回路１２においては、超音波振動子を
振動させる周波数を決定する発振器１４の出力がディレ
イライン１６、パルサ１８を介してプローブ１０に供給
される。パルサ１８は一定の周期で駆動パルスをプロー
ブ１０に供給する。この周期の逆数が超音波ビームのレ
ート周波数である。ディレイライン１６はそれぞれ異な
る遅延時間の多数の遅延線からなり、それぞれの遅延線
の出力が多数の振動子のそれぞれに供給される。この遅
延時間を可変することにより、プローブ１０から照射さ
れる超音波ビームの送波方向（ラスタ方向）やフォーカ
スを可変できる。遅延時間はシステムコントローラ５２
からの制御信号により制御される。In the scanning circuit 12, an output of an oscillator 14 for determining a frequency at which the ultrasonic transducer vibrates is supplied to the probe 10 via a delay line 16 and a pulser 18. The pulser 18 supplies a driving pulse to the probe 10 at a constant cycle. The reciprocal of this period is the rate frequency of the ultrasonic beam. The delay line 16 includes a large number of delay lines with different delay times, and the output of each delay line is supplied to each of a large number of transducers. By changing the delay time, the transmission direction (raster direction) and focus of the ultrasonic beam emitted from the probe 10 can be changed. The delay time is set by the system controller 52.
Is controlled by the control signal from.

【０００９】被検体で反射された超音波はプローブ１０
で受波され、反射波の強度に応じたエコー信号がプロー
ブ１０から出力される。プローブ１０の出力信号はプリ
アンプ２０、ディレイライン１６を介して加算器２２に
供給される。ここでも、各振動子の出力がそれぞれの遅
延線を介して送波時と同一の遅延時間を介して加算器２
２に供給される。加算器２２の出力が検波器２４に入力
され、各ラスタ方向における超音波ビームの反射波の強
度が検出される。検波器２４の出力が各ラスタの輝度情
報、すなわちＢモード画像（モノクロ断層像）情報とし
てＡ／Ｄ変換器２６に入力される。The ultrasonic wave reflected by the subject is
, And an echo signal corresponding to the intensity of the reflected wave is output from the probe 10. The output signal of the probe 10 is supplied to the adder 22 via the preamplifier 20 and the delay line 16. Also in this case, the output of each vibrator is transmitted via the respective delay line and the adder 2 via the same delay time as when transmitting.
2 is supplied. The output of the adder 22 is input to the detector 24, and the intensity of the reflected wave of the ultrasonic beam in each raster direction is detected. The output of the detector 24 is input to the A / D converter 26 as luminance information of each raster, that is, B-mode image (monochrome tomographic image) information.

【００１０】Ａ／Ｄ変換器２６の出力がスイッチ２８を
介してフレームメモリからなるディジタルスキャンコン
バータ（ＤＳＣ）３０に入力されるとともに、合成処理
回路３２を介してディジタルスキャンコンバータ３０に
入力される。合成処理回路３２の詳細は後述する。超音
波プローブ１０のラスタは、セクタ電子走査型の場合
は、扇状であり、通常のモニタのラスタ方向は標準テレ
ビジョン方式と同様に水平方向であるので、ディジタル
スキャンコンバータ３０は入力した画像のラスタ方向
（スキャン方向）を変えて出力する。ディジタルスキャ
ンコンバータ３０の出力が表示処理回路３４に供給さ
れ、画面で表示される。スイッチ２８のオン／オフはシ
ステムコントローラ５２からの信号により制御される。
ディジタルスキャンコンバータ３０、合成処理回路３
２、表示処理回路３４にもシステムコントローラ５２か
ら制御信号が供給される。The output of the A / D converter 26 is input to a digital scan converter (DSC) 30 comprising a frame memory via a switch 28 and to the digital scan converter 30 via a synthesizing circuit 32. Details of the synthesis processing circuit 32 will be described later. The raster of the ultrasonic probe 10 is sector-shaped in the case of the sector electronic scanning type, and the raster direction of the normal monitor is horizontal as in the case of the standard television system. Change the direction (scan direction) and output. The output of the digital scan converter 30 is supplied to the display processing circuit 34 and displayed on the screen. ON / OFF of the switch 28 is controlled by a signal from the system controller 52.
Digital scan converter 30, synthesis processing circuit 3
2. A control signal is also supplied from the system controller 52 to the display processing circuit 34.

【００１１】一方、走査回路１２内の加算器２２の出
力、および発振器１４の出力がドプラ検波器３６に供給
される。ドプラ検波器３６は直交検波方式によりドプラ
偏移周波数を検出する回路であり、ミキサ３８ａ，３８
ｂ、９０゜移相器４２、ローパスフィルタ（ＬＰＦ）４
０ａ，４０ｂからなる。加算器２２の出力はミキサ３８
ａ，３８ｂで発振器１４の出力、および移相器４２の出
力とそれぞれ掛け合わされる。そのため、ミキサ３８
ａ，３８ｂからはドプラ偏移周波数に高周波成分（２倍
の送信周波数）が加算された信号が得られる。ローパス
フィルタ４０ａ，４０ｂはミキサ３８ａ，３８ｂの出力
から高周波成分を除去するものであり、その出力はそれ
ぞれドプラ偏移周波数のコサイン成分、サイン成分とな
る。ドプラ偏移周波数がコサイン成分、サイン成分の２
チャンネルあるのは、偏移周波数の極性も検出できるよ
うにするためである。On the other hand, the output of the adder 22 in the scanning circuit 12 and the output of the oscillator 14 are supplied to a Doppler detector 36. The Doppler detector 36 is a circuit for detecting a Doppler shift frequency by a quadrature detection method.
b, 90 ° phase shifter 42, low-pass filter (LPF) 4
0a and 40b. The output of the adder 22 is a mixer 38
The output of the oscillator 14 and the output of the phase shifter 42 are multiplied by a and 38b, respectively. Therefore, the mixer 38
From a and 38b, a signal obtained by adding a high frequency component (double transmission frequency) to the Doppler shift frequency is obtained. The low-pass filters 40a and 40b remove high-frequency components from the outputs of the mixers 38a and 38b, and the outputs become the cosine component and the sine component of the Doppler shift frequency, respectively. Doppler shift frequency is 2 of cosine component and sine component
The channel is provided so that the polarity of the shift frequency can also be detected.

【００１２】ドプラ検波器３６の出力（ローパスフィル
タ４０ａ，４０ｂの出力）がカラードプラのためのＭＴ
Ｉ(Moving Target Indicator) 演算部４４に供給され
る。ＭＴＩ演算部４４はＡ／Ｄ変換器、ＭＴＩフィル
タ、自己相関演算回路、平均速度演算回路、分散演算回
路、パワー演算回路からなる。ＭＴＩ演算部４４にもシ
ステムコントローラ５２からの制御信号が供給されてい
る。ＭＴＩフィルタは反射信号から固定反射体（血管
壁、心壁等）からの不要な反射波（クラッタ成分）を取
り除くためのものであり、ローパス特性のディジタルフ
ィルタからなる。あるいは、ＭＴＩフィルタは、各反射
信号から一定時間後の反射信号を減算してクラッタ成分
を除去するためのディレイラインと減算器とによりアナ
ログ的に構成してもよい。The output of the Doppler detector 36 (the output of the low-pass filters 40a and 40b) is an MT for color Doppler.
It is supplied to an I (Moving Target Indicator) calculation unit 44. The MTI operation unit 44 includes an A / D converter, an MTI filter, an autocorrelation operation circuit, an average speed operation circuit, a dispersion operation circuit, and a power operation circuit. A control signal from the system controller 52 is also supplied to the MTI operation unit 44. The MTI filter is for removing unnecessary reflected waves (clutter components) from a fixed reflector (blood vessel wall, heart wall, etc.) from the reflected signal, and is composed of a digital filter having a low-pass characteristic. Alternatively, the MTI filter may be configured in an analog manner with a delay line for subtracting a reflection signal after a predetermined time from each reflection signal to remove clutter components and a subtractor.

【００１３】ＭＴＩ演算部４４から出力された血流分布
像情報がスイッチ４６を介してディジタルスキャンコン
バータ４８に供給されるとともに、合成処理回路５０を
介してディジタルスキャンコンバータ４８に供給され
る。合成処理回路５０の詳細は後述する。ディジタルス
キャンコンバータ４８の出力が表示処理回路３４に供給
され、画面で表示される。スイッチ４６のオン／オフは
システムコントローラ５２からの信号により制御され
る。ディジタルスキャンコンバータ４８、合成処理回路
５０にもシステムコントローラ５２から制御信号が供給
される。ディジタルスキャンコンバータ４８の出力も表
示処理回路３４に供給される。The blood flow distribution image information output from the MTI calculation unit 44 is supplied to the digital scan converter 48 via the switch 46 and to the digital scan converter 48 via the synthesis processing circuit 50. Details of the synthesis processing circuit 50 will be described later. The output of the digital scan converter 48 is supplied to the display processing circuit 34 and displayed on a screen. ON / OFF of the switch 46 is controlled by a signal from the system controller 52. A control signal is also supplied from the system controller 52 to the digital scan converter 48 and the synthesis processing circuit 50. The output of the digital scan converter 48 is also supplied to the display processing circuit 34.

【００１４】プローブ１０は、図２に示すように、ガイ
ド５４を介して被検体の表面に対して接触され、その走
査面５５の表面に対する傾き角度θａ，θｂを自由に変
えられる構造になっている。傾き角度は手動で変えても
よいし、電動で変えてもよい。この表面に対する傾き角
度θはポテンシオメータ５６により検出され、システム
コントローラ５２に入力される。イメージングの際に
は、図３に示すように、プローブ１０を被検体の表面に
接触させたまま、接触点を中心として扇状に連続的に傾
け、その走査面が同じく接触面を中心として扇状に変化
するようにされる。そして、プローブ１０を傾けている
期間に傾き角θは常にシステムコントローラ５２に供給
される。システムコントローラ５２はこの間、一定の微
小時間毎に合成処理回路３２，５０に書き込み信号（詳
細は後述する）を供給する。As shown in FIG. 2, the probe 10 is brought into contact with the surface of the subject via a guide 54, and has a structure in which the inclination angles θa and θb of the scanning surface 55 with respect to the surface can be freely changed. I have. The tilt angle may be changed manually or electrically. The tilt angle θ with respect to the surface is detected by the potentiometer 56 and input to the system controller 52. At the time of imaging, as shown in FIG. 3, while the probe 10 is kept in contact with the surface of the subject, the probe 10 is continuously tilted in a fan shape about the contact point, and the scanning surface is also fan-shaped about the contact surface. To be changed. The tilt angle θ is always supplied to the system controller 52 while the probe 10 is tilted. During this time, the system controller 52 supplies a write signal (details will be described later) to the synthesis processing circuits 32 and 50 at regular small time intervals.

【００１５】合成処理回路３２，５０は同一の構成であ
り、図４にそのブロック図を示す。Ａ／Ｄ変換器２６、
またはＭＴＩ演算部４４からの画像信号がシステムコン
トローラ５２からの書き込み信号に応じて複数のフレー
ムメモリ６０-1，６０-2，…６０-nに順次書き込まれ
る。この実施例では、プローブ１０の傾き角度を連続的
に可変し走査面を扇状に変えながら、全部でｎ枚の走査
面の画像信号をフレームメモリ６０-1〜６０-nに格納す
る。フレームメモリ６０-1，６０-2，…６０-nの出力が
それぞれ乗算器６２-1，６２-2，…６２-nに供給され、
重み付されてから加算回路６４に供給される。加算回路
６４の出力がディジタルスキャンコンバータ３０、また
は４８に供給される。The synthesizing circuits 32 and 50 have the same configuration, and FIG. 4 shows a block diagram thereof. A / D converter 26,
Alternatively, the image signal from the MTI operation unit 44 is sequentially written to the plurality of frame memories 60-1, 60-2,..., 60-n according to the write signal from the system controller 52. In this embodiment, image signals of a total of n scanning planes are stored in the frame memories 60-1 to 60-n while continuously changing the inclination angle of the probe 10 and changing the scanning plane into a fan shape. The outputs of the frame memories 60-1, 60-2,... 60-n are supplied to multipliers 62-1, 62-2,.
After being weighted, it is supplied to the addition circuit 64. The output of the adding circuit 64 is supplied to the digital scan converter 30 or 48.

【００１６】乗算器６２-1，６２-2，…６２-nの重み係
数ｗ1 ，ｗ2 ，…ｗn はシステムコントローラ５２から
供給される。システムコントローラ５２は、フレームメ
モリ６０-1，６０-2，…６０-nに格納されている画像の
走査面の位置情報、すなわちプローブ１０の傾き角度θ
に応じて重み係数ｗ1 ，ｗ2 ，…ｗn を決定し、走査面
の位置に応じた輝度で各画像を合成させる。これは、合
成画像において各画像成分の得られた走査面の前後関係
をはっきりさせ、遠近感をだすためである。図５に傾き
角度θと重み係数ｗの関係の一例を示す。The weight coefficients w1, w2,..., Wn of the multipliers 62-1, 62-2,. The system controller 52 determines the position information of the scanning surface of the image stored in the frame memories 60-1, 60-2,.
, Wn are determined in accordance with, and each image is synthesized with a luminance corresponding to the position of the scanning plane. This is to clarify the front-back relationship of the scanning plane on which each image component is obtained in the composite image, and to give a sense of perspective. FIG. 5 shows an example of the relationship between the tilt angle θ and the weight coefficient w.

【００１７】図６は図１の表示処理回路３４の詳細なブ
ロック図である。ディジタルスキャンコンバータ３０か
らのモノクロのＢモード断層像信号がゲインアッテネー
タ７０を介して信号のゲインが減衰された後、モノクロ
／カラー合成回路７６の第１入力端子に供給される。デ
ィジタルスキャンコンバータ４８から出力される血流分
布像情報の中の各画素毎の血流速Ｖ、トータルパワー
Ｐ、分散σ、加速度Ａがマルチプレクサ７２に入力され
る。マルチプレクサ７２は４入力から２つの信号を選択
し、マルチプレクサ７２の出力は変換テーブル７４-1、
７４-2，７４-3に入力される。変換テーブル７４-1，７
４-2，７４-3はリードオンリメモリ（ＲＯＭ）から構成
され、マルチプレクサ７２から出力された血流分布像情
報の赤（Ｒ）、緑（Ｇ）、青（Ｂ）成分を求め、モノク
ロ／カラー合成回路７６の第２入力端子に供給する。合
成回路７６はモノクロのＢモード断層像にカラーの血流
分布像を重畳し、合成信号をＤ／Ａ変換器７８を介して
ＲＧＢモニタ８０に供給する。FIG. 6 is a detailed block diagram of the display processing circuit 34 of FIG. The monochrome B-mode tomographic image signal from the digital scan converter 30 is supplied to the first input terminal of the monochrome / color combining circuit 76 after the signal gain is attenuated via the gain attenuator 70. The blood flow velocity V, total power P, variance σ, and acceleration A of each pixel in the blood flow distribution image information output from the digital scan converter 48 are input to the multiplexer 72. The multiplexer 72 selects two signals from the four inputs, and the output of the multiplexer 72 is a conversion table 74-1.
74-2 and 74-3. Conversion tables 74-1 and 7
Reference numerals 4-2 and 74-3 each comprise a read-only memory (ROM) for obtaining red (R), green (G), and blue (B) components of the blood flow distribution image information output from the multiplexer 72, and It is supplied to a second input terminal of the color synthesizing circuit 76. The combining circuit 76 superimposes the color blood flow distribution image on the monochrome B-mode tomographic image, and supplies the combined signal to the RGB monitor 80 via the D / A converter 78.

【００１８】次に、第１実施例の動作を説明する。ここ
で、初期状態では、スイッチ２８，４６はシステムコン
トローラ５２の制御の下でともにオンしているとする。
先ず、オペレータは、走査面が診断したい部位が含まれ
ている被検体の断面と一致するようにプローブ１０を被
検体の表面に接触させ、図３に示すように、被検体との
接触部を中心にプローブ１０を手動で扇状に傾ける。こ
の時、プローブ１０から送波される超音波ビームは走査
回路１２により走査面内で扇状に走査される。この走査
により得られた各走査面の断層像情報がＡ／Ｄ変換器２
６、スイッチ２８、ディジタルスキャンコンバータ３０
を介して表示処理回路３４に供給され、モニタ８０でモ
ノクロ表示される。一方、各走査面の血流分布像情報は
ＭＴＩ演算部４４に入力され、演算部４４内の平均速度
演算回路、分散演算回路、パワー演算回路において、所
定の演算処理が施される。これらの演算結果がスイッチ
４６、ディジタルスキャンコンバータ４８を介して表示
処理回路３４に供給され、モニタ８０でモノクロ断層像
に重畳されて血流分布像がカラー表示される。Next, the operation of the first embodiment will be described. Here, it is assumed that the switches 28 and 46 are both turned on under the control of the system controller 52 in the initial state.
First, the operator brings the probe 10 into contact with the surface of the subject so that the scanning plane matches the cross section of the subject including the part to be diagnosed, and as shown in FIG. The probe 10 is manually tilted to the center in a fan shape. At this time, the ultrasonic beam transmitted from the probe 10 is scanned by the scanning circuit 12 in a fan shape in the scanning plane. The tomographic image information of each scanning plane obtained by this scanning is converted into an A / D converter 2
6, switch 28, digital scan converter 30
Is supplied to the display processing circuit 34 via the monitor 80 and is displayed on the monitor 80 in monochrome. On the other hand, the blood flow distribution image information on each scanning plane is input to the MTI calculation unit 44, and predetermined calculation processing is performed in the average speed calculation circuit, the dispersion calculation circuit, and the power calculation circuit in the calculation unit 44. These calculation results are supplied to the display processing circuit 34 via the switch 46 and the digital scan converter 48, and are superimposed on the monochrome tomographic image on the monitor 80, so that the blood flow distribution image is displayed in color.

【００１９】そして、プローブ１０を扇状に傾ける間、
微小の一定期間毎にシステムコントローラ５２から合成
処理回路３２，５０に書き込み信号が供給され、Ａ／Ｄ
変換器２６、ＭＴＩ演算部４４の出力が合成処理回路３
２，５０内のフレームメモリ６０-1，６０-2，…６０-n
に順次格納される。システムコントローラ５２は書き込
み信号を発生した時にポテンシオメータ５４から出力さ
れた傾き角度θを記憶しておく。そして、システムコン
トローラ５２は、図５の関係から、合成処理回路３２，
５０の乗算器６２-1〜６２-nの重み係数ｗ1 〜ｗn を各
フレームメモリ６０-1〜６０-nへの画像書き込み時の走
査面の傾き角度θに応じて決定する。また、角度θに応
じて視線方向における画像の合成位置を補正することが
できる。すなわち、プローブ１０から等距離にある画素
どうしを合成するのではなく、体表面から等距離にある
画素どうしを合成するように、合成する画素の位置を補
正する。Then, while tilting the probe 10 in a fan shape,
A write signal is supplied from the system controller 52 to the synthesizing processing circuits 32 and 50 every minute fixed period, and the A / D
The output of the converter 26 and the MTI operation unit 44 is
, 60-n in the frame memories 60-1, 60-2,.
Are sequentially stored. The system controller 52 stores the tilt angle θ output from the potentiometer 54 when the write signal is generated. Then, the system controller 52, based on the relationship of FIG.
The weighting factors w1 to wn of the 50 multipliers 62-1 to 62-n are determined according to the inclination angle θ of the scanning plane at the time of writing an image to each of the frame memories 60-1 to 60-n. Further, it is possible to correct the combined position of the images in the line of sight according to the angle θ. That is, the positions of the pixels to be combined are corrected so that the pixels located at the same distance from the body surface are not combined with each other at the same distance from the probe 10.

【００２０】ｎ枚の断層像、血流分布像がフレームメモ
リ６０-1〜６０-nに格納された後、システムコントロー
ラ５２はスイッチ２８，４６をオフする。そして、合成
処理回路３２、５０それぞれにおいて、フレームメモリ
６０-1〜６０-nから記憶データを画素単位で同時に読み
出し、乗算器６２-1〜６２-nにより重み係数ｗ1 〜ｗn
と掛け合わし重み付けし、加算器６４において加算させ
る。このため、ｎ枚の走査面全部の画像を重ね合わせ、
透視像に相当する合成画像が得られる。After the n tomographic images and the blood flow distribution images are stored in the frame memories 60-1 to 60-n, the system controller 52 turns off the switches 28 and 46. Then, in the synthesis processing circuits 32 and 50, the stored data is simultaneously read out from the frame memories 60-1 to 60-n in pixel units, and the weighting coefficients w1 to wn are output from the multipliers 62-1 to 62-n.
, And weighted, and added by the adder 64. For this reason, images of all n scan planes are superimposed,
A composite image corresponding to a perspective image is obtained.

【００２１】このＢモード合成画像、血流分布情報合成
画像がディジタルスキャンコンバータ３０，４８をそれ
ぞれ介して表示処理回路３４に入力され、モノクロのＢ
モード合成画像内の血流部分にカラーの血流分布合成画
像が重畳される。The B-mode composite image and the blood flow distribution information composite image are input to the display processing circuit 34 via the digital scan converters 30 and 48, respectively, and the monochrome B
A color blood flow distribution composite image is superimposed on the blood flow portion in the mode composite image.

【００２２】図７〜図１１に血流分布画像の合成の様子
を示す。図７は１枚目の血流分布画像を示す。これに２
枚目の血流分布画像を重ねた場合の合成画像を図８に示
す。以下、同様に、図９〜図１１はさらに、３枚目、４
枚目、５枚目の血流分布画像を重ねた場合の合成画像を
示す。これらの図において、重み係数の違いによる輝度
の違いはハッチングの種類により表わしている。すなわ
ち、図１１に示すように、部分ａが最も遠く、部分ｂが
最も近いことがわかる。7 to 11 show how the blood flow distribution images are combined. FIG. 7 shows a first blood flow distribution image. This is 2
FIG. 8 shows a composite image obtained by superimposing the second blood flow distribution image. Hereinafter, similarly, FIG. 9 to FIG.
9 shows a composite image in the case where the blood flow distribution images on the first and fifth sheets are superimposed. In these figures, differences in luminance due to differences in weighting coefficients are represented by types of hatching. That is, as shown in FIG. 11, the portion a is farthest and the portion b is closest.

【００２３】以上説明したように、第１実施例によれ
ば、超音波プローブをその走査面が３次元空間内を移動
するように傾けながら、各走査面の超音波画像をメモリ
に記憶し、複数の走査面の超音波画像を走査面の位置に
応じて重み付けしてから合成することにより、Ｘ線透視
と同様なイメージングを行なうことができ、被検体内の
３次元的に曲がっている血管等の全体の様子を容易に把
握することができる超音波診断装置が提供される。合成
の際の各画像の重みはプローブの傾き角度を検出するポ
テンシオメータの出力により表わされる走査面の位置に
応じて決定されているので、合成画像において各走査面
の画像の輝度が異なり、輝度により遠近感が表現され、
３次元的な観察が可能である。As described above, according to the first embodiment, the ultrasonic probe stores the ultrasonic image of each scanning plane in the memory while tilting the scanning plane so that the scanning plane moves in the three-dimensional space. By synthesizing ultrasound images of a plurality of scan planes after weighting according to the position of the scan plane and then synthesizing, it is possible to perform imaging similar to X-ray fluoroscopy, and a three-dimensionally curved blood vessel in the subject. An ultrasonic diagnostic apparatus capable of easily grasping the entire state of the ultrasonic diagnostic apparatus is provided. Since the weight of each image at the time of synthesis is determined according to the position of the scanning surface represented by the output of the potentiometer that detects the inclination angle of the probe, the brightness of the image of each scanning surface differs in the synthesized image, Expresses the perspective,
Three-dimensional observation is possible.

【００２４】次に、本発明の他の実施例を説明する。図
１２は第２実施例の概略を示す図である。第１実施例で
は、走査面を３次元空間内で移動させるために、プロー
ブ１０を扇状に動かしたが、第２実施例では、プローブ
１０を直線的に移動することにより走査面５５を３次元
空間内で移動させる。この場合は、移動距離を検出する
ポテンシオメータを用いて所定距離移動する毎に画像を
フレームメモリ６０-1〜６０-nに書き込む。第２実施例
によれば、複数の走査面は互いに平行であるので、視線
方向は全部の走査面において同一であるので、合成の際
の位置ずれの影響が少ない。Next, another embodiment of the present invention will be described. FIG. 12 is a diagram schematically showing the second embodiment. In the first embodiment, the probe 10 is moved in a fan shape in order to move the scanning plane in the three-dimensional space. In the second embodiment, the scanning plane 55 is moved three-dimensionally by moving the probe 10 linearly. Move in space. In this case, an image is written into the frame memories 60-1 to 60-n each time the image is moved a predetermined distance using a potentiometer that detects the movement distance. According to the second embodiment, since the plurality of scanning planes are parallel to each other, the line-of-sight direction is the same on all the scanning planes, so that the influence of the positional shift during the combination is small.

【００２５】図１３は第３実施例の概略を示す図であ
る。第３実施例では、プローブ１０をプローブの中央部
を軸として回転することにより走査面５５を３次元空間
内で移動させる。この場合は、回転角度を検出するポテ
ンシオメータを用いて所定角度回転する毎に画像をフレ
ームメモリ６０-1〜６０-nに書き込む。FIG. 13 is a diagram showing an outline of the third embodiment. In the third embodiment, the scanning surface 55 is moved in a three-dimensional space by rotating the probe 10 about the center of the probe as an axis. In this case, an image is written into the frame memories 60-1 to 60-n each time the image is rotated by a predetermined angle using a potentiometer that detects the angle of rotation.

【００２６】このような第２、第３実施例によっても、
第１実施例と同様な効果がある。According to the second and third embodiments,
There is an effect similar to that of the first embodiment.

【００２７】なお、本発明は上述した実施例に限定され
ずに、種々変形して実施可能である。例えば、上述の実
施例では、血流イメージングを行なっているが、これを
省略して、単にＢモード画像のみを合成して表示する場
合にも適応可能である。この場合は、図１の構成からド
プラ検波器３６、ＭＴＩ演算部４４、スイッチ４６、合
成処理回路５０、ディジタルスキャンコンバータ４８を
削除すればよい。The present invention is not limited to the above-described embodiment, but can be implemented with various modifications. For example, although the blood flow imaging is performed in the above-described embodiment, the present invention is applicable to a case where the blood flow imaging is omitted and only the B-mode image is synthesized and displayed. In this case, the Doppler detector 36, the MTI operation unit 44, the switch 46, the synthesis processing circuit 50, and the digital scan converter 48 may be deleted from the configuration of FIG.

【００２８】[0028]

【発明の効果】以上説明したように本発明によれば、超
音波プローブをその走査面が３次元空間内を変化するよ
うに移動する際に得られた３次元空間内の複数の平面の
断層像を平面の位置に応じて重み付けして合成すること
により、Ｘ線透視と等価なイメージングを行なうことが
でき、被検体の全体の様子を容易に把握することができ
る超音波診断装置が提供される。As described above, according to the present invention, a plurality of tomographic planes in a three-dimensional space obtained when the ultrasonic probe is moved so that its scanning plane changes in the three-dimensional space. An ultrasonic diagnostic apparatus capable of performing imaging equivalent to X-ray fluoroscopy by weighting and combining images according to the position of a plane and easily grasping the entire state of a subject is provided. You.

【図面の簡単な説明】[Brief description of the drawings]

【図１】本発明による超音波診断装置の第１実施例の構
成を示すブロック図。FIG. 1 is a block diagram showing a configuration of a first embodiment of an ultrasonic diagnostic apparatus according to the present invention.

【図２】プローブの傾き角度θを説明する図。FIG. 2 is a view for explaining a tilt angle θ of a probe.

【図３】イメージングの際のプローブの傾きと走査面と
の関係を示す図。FIG. 3 is a diagram showing a relationship between the inclination of a probe and a scanning surface during imaging.

【図４】図１の合成処理回路の具体的な構成を示すブロ
ック図。FIG. 4 is a block diagram showing a specific configuration of the synthesis processing circuit of FIG. 1;

【図５】図２の乗算器の重みとプローブの傾き角度θと
の関係を示す図。FIG. 5 is a diagram showing the relationship between the weight of the multiplier shown in FIG. 2 and the inclination angle θ of the probe.

【図６】図１の表示処理回路の具体的な構成を示すブロ
ック図。FIG. 6 is a block diagram showing a specific configuration of the display processing circuit of FIG. 1;

【図７】第１実施例における１枚目の血流分布画像を示
す図。FIG. 7 is a diagram showing a first blood flow distribution image in the first embodiment.

【図８】第１実施例における１枚目と２枚目の血流分布
画像の合成画像を示す図。FIG. 8 is a diagram showing a composite image of the first and second blood flow distribution images in the first embodiment.

【図９】第１実施例における１枚目〜３枚目の血流分布
画像の合成画像を示す図。FIG. 9 is a diagram showing combined images of the first to third blood flow distribution images in the first embodiment.

【図１０】第１実施例における１枚目〜４枚目の血流分
布画像の合成画像を示す図。FIG. 10 is a diagram showing composite images of the first to fourth blood flow distribution images in the first embodiment.

【図１１】第１実施例における１枚目〜５明目の血流分
布画像の合成画像を示す図。FIG. 11 is a diagram showing a combined image of the first to fifth bright blood flow distribution images in the first embodiment.

【図１２】本発明の第２実施例の概略を示す図。FIG. 12 is a diagram schematically showing a second embodiment of the present invention.

【図１３】本発明の第３実施例の概略を示す図。FIG. 13 is a view schematically showing a third embodiment of the present invention.

【図１４】従来の超音波診断装置によるイメージングの
例を示す図。FIG. 14 is a diagram showing an example of imaging by a conventional ultrasonic diagnostic apparatus.

【符号の説明】[Explanation of symbols]

１０…プローブ、１２…走査回路、３０，４８…ディジ
タルスキャンコンバータ、３２，５０…合成処理回路、
３６…ドプラ検波器、４４…ＭＴＩ演算部、５２…シス
テムコントローラ、６０-1〜６０-n…フレームメモリ、
６２-1〜６２-n…乗算器、６４…加算器、７０…ゲイン
アッテネータ、７４-1〜７４-3…変換テーブル、７６…
モノクロ／カラー合成回路、８０…モニタ。10: probe, 12: scanning circuit, 30, 48: digital scan converter, 32, 50: synthesis processing circuit,
36: Doppler detector, 44: MTI calculator, 52: system controller, 60-1 to 60-n: frame memory,
62-1 to 62-n: multiplier, 64: adder, 70: gain attenuator, 74-1 to 74-3: conversion table, 76:
Monochrome / color synthesis circuit, 80 monitor.

Claims (2)

(57)【特許請求の範囲】(57) [Claims] 【請求項１】 超音波プローブから送波される超音波
を一平面内で走査し超音波の反射波に基づいて前記平面
の断層像を作成する超音波診断装置において、前記超音
波プローブは被検体の３次元空間内の被検体表面に対す
る傾き角度が異なる複数の平面を走査する構造を有する
ものであり、前記３次元空間内の複数の平面の断層像を
作成する手段と、前記複数の平面の断層像を被検体表面
に対する傾き角度に応じて被検体表面からの距離を補正
してから平面の傾き角度に応じて重み付けして合成し１
枚の画像を作成する手段とをさらに具備することを特徴
とする超音波診断装置。1. A ultrasonic diagnostic apparatus for creating a tomographic image of the plane on the basis of scanning the ultrasonic waves transmitting in a plane ultrasonic reflected waves from the ultrasonic probe, the ultrasonic probe is to be For the surface of the subject in the three-dimensional space of the sample
Scans multiple planes with different tilt angles
Ones, and the the three-dimensional means for creating a tomographic image of a plurality of planes in the space, the surface of the object a tomographic image of the plurality of planes
Corrects distance from subject surface according to tilt angle with respect to
And then weight and combine them according to the angle of inclination of the plane.
Characterized by further comprising means for creating a single image
And the ultrasonic diagnostic apparatus. 【請求項２】 超音波プローブから送波される超音波
を一平面内で走査し超音波の反射波に基づいて前記平面
の断層像および血流分布像を作成する超音波診断装置に
おいて、前記超音波プローブは被検体の３次元空間内の
被検体表面に対する傾き角度が異なる複数の平面を走査
する構造を有するものであり、前記３次元空間内の複数
の平面の断層像および血流分布像を作成する手段と、前
記複数の平面の断層像を被検体表面に対する傾き角度に
応じて被検体表面からの距離を補正してから平面の傾き
角度に応じて重み付けして合成し第１の画像を作成する
とともに前記複数の平面の血流分布像を被検体表面に対
する傾き角度に応じて被検体表面に対する位置を補正し
てから平面の傾き角度に応じて重み付けして合成し第２
の画像を作成する手段とをさらに具備することを特徴と
する超音波診断装置。2. An ultrasonic diagnostic apparatus which scans an ultrasonic wave transmitted from an ultrasonic probe in one plane and creates a tomographic image and a blood flow distribution image of the plane based on a reflected wave of the ultrasonic wave, The ultrasonic probe is located in the three-dimensional space of the subject
Scans multiple planes with different inclination angles to the object surface
Are those having a structure, means for creating a tomographic image and blood flow distribution image of a plurality of planes of the three-dimensional space, a tomographic image of the plurality of planes to the inclination angle relative to the surface of the object
Correct the distance from the subject surface accordingly, and then tilt the plane
A first image is created by weighting and combining in accordance with the angle, and the blood flow distribution images on the plurality of planes are combined with the surface of the subject.
Position with respect to the object surface according to the tilt angle
And weighted according to the angle of inclination of the plane to synthesize
And characterized by further comprising means for creating an image
An ultrasonic diagnostic apparatus to be.