JP6793502B2 - Ultrasonic diagnostic equipment - Google Patents

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Description

本発明の実施形態は、超音波診断装置に関する。 An embodiment of the present invention relates to an ultrasonic diagnostic apparatus.

従来、超音波診断装置は、ドプラ（Doppler）効果に基づくドプラ法により、超音波の反射波から血流情報の生成及び表示を行う機能を備える。超音波診断装置により表示される血流情報としては、カラードプラ画像や、ドプラ波形（ドプラスペクトラム）等がある。 Conventionally, an ultrasonic diagnostic apparatus has a function of generating and displaying blood flow information from a reflected wave of ultrasonic waves by a Doppler method based on the Doppler effect. The blood flow information displayed by the ultrasonic diagnostic apparatus includes a color Doppler image, a Doppler waveform (Dopla spectrum), and the like.

カラードプラ画像は、カラーフローマッピング（ＣＦＭ：Color Flow Mapping）法により撮像される超音波画像である。ＣＦＭ法では、観察部位や診断部位を含む領域（２次元領域や３次元領域）において、超音波の送受信が複数の走査線上で行なわれる。そして、ＣＦＭ法では、ＭＴＩ(Moving Target Indicator)フィルタにより反射波データから組織の動きに由来する周波数成分（クラッタ成分）を除去して血流成分のデータを抽出し、血流成分のデータに対して自己相関法による周波数解析を行うことで、血流の速度、血流の分散、血流のパワーを演算する。カラードプラ画像は、かかる演算結果の分布を２次元でカラー表示した超音波画像である。 The color Doppler image is an ultrasonic image captured by a color flow mapping (CFM) method. In the CFM method, ultrasonic waves are transmitted and received on a plurality of scanning lines in a region (two-dimensional region or three-dimensional region) including an observation site or a diagnosis site. Then, in the CFM method, the frequency component (clutter component) derived from the movement of the tissue is removed from the reflected wave data by the MTI (Moving Target Indicator) filter to extract the blood flow component data, and the blood flow component data is obtained. By performing frequency analysis by the autocorrelation method, the speed of blood flow, the dispersion of blood flow, and the power of blood flow are calculated. The color Doppler image is an ultrasonic image in which the distribution of the calculation results is displayed in two dimensions in color.

特開２００５−０５８３３２号公報Japanese Unexamined Patent Publication No. 2005-0583332

本発明が解決しようとする課題は、超音波画像の視認性を向上させることができる超音波診断装置を提供することである。 An object to be solved by the present invention is to provide an ultrasonic diagnostic apparatus capable of improving the visibility of an ultrasonic image.

実施形態の超音波診断装置は、送受信部と、画像生成部と、取得部とを備える。送受信部は、複数の走査線に沿って被検体を走査する第１のスキャンを、繰り返し実行する。画像生成部は、前記第１のスキャンにより収集した反射波データに基づいて、カラードプラ画像を生成する。取得部は、前記第１のスキャンの繰り返し周期、および前記第１のスキャンの所要時間に基づいて、前記第１のスキャンの待機時間を取得する。送受信部は、前記取得部が取得した前記待機時間において、前記第１のスキャンとは異なる第２のスキャンを実行する。 The ultrasonic diagnostic apparatus of the embodiment includes a transmission / reception unit, an image generation unit, and an acquisition unit. The transmission / reception unit repeatedly executes the first scan of scanning the subject along the plurality of scanning lines. The image generation unit generates a color Doppler image based on the reflected wave data collected by the first scan. The acquisition unit acquires the waiting time of the first scan based on the repetition cycle of the first scan and the required time of the first scan. The transmission / reception unit executes a second scan different from the first scan during the waiting time acquired by the acquisition unit.

図１は、第１の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。FIG. 1 is a block diagram showing a configuration example of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the first embodiment. 図２は、第１の実施形態に係る処理回路の処理により表示される表示画像の一例を示す図である。FIG. 2 is a diagram showing an example of a display image displayed by processing of the processing circuit according to the first embodiment. 図３は、第１の実施形態に係る送受信回路により走査される領域について説明するための図である。FIG. 3 is a diagram for explaining a region scanned by the transmission / reception circuit according to the first embodiment. 図４は、第１の実施形態に係る送受信回路により走査される領域について説明するための図である。FIG. 4 is a diagram for explaining a region scanned by the transmission / reception circuit according to the first embodiment. 図５は、第１の実施形態に係る送受信回路による走査順序を説明するための図である。FIG. 5 is a diagram for explaining a scanning order by the transmission / reception circuit according to the first embodiment. 図６は、第１の実施形態に係る演算機能による待機時間の算出処理を説明するための図である。FIG. 6 is a diagram for explaining a waiting time calculation process by the calculation function according to the first embodiment. 図７は、第１の実施形態に係る処理回路の処理手順を示すフローチャートである。FIG. 7 is a flowchart showing a processing procedure of the processing circuit according to the first embodiment. 図８は、第１の実施形態の変形例１に係る送受信回路により走査される領域について説明するための図である。FIG. 8 is a diagram for explaining a region scanned by the transmission / reception circuit according to the first modification of the first embodiment. 図９は、第１の実施形態の変形例１に係る演算機能による待機時間の算出処理を説明するための図である。FIG. 9 is a diagram for explaining a waiting time calculation process by the calculation function according to the first modification of the first embodiment. 図１０は、第１の実施形態の変形例２に係る送受信回路により走査される領域について説明するための図である。FIG. 10 is a diagram for explaining a region scanned by the transmission / reception circuit according to the second modification of the first embodiment. 図１１は、第２の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。FIG. 11 is a block diagram showing a configuration example of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the second embodiment. 図１２Ａは、第２の実施形態に係る制御機能の処理を説明するための図である。FIG. 12A is a diagram for explaining the processing of the control function according to the second embodiment. 図１２Ｂは、第２の実施形態に係る制御機能の処理を説明するための図である。FIG. 12B is a diagram for explaining the processing of the control function according to the second embodiment. 図１３は、第２の実施形態の変形例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。FIG. 13 is a block diagram showing a configuration example of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the modified example of the second embodiment. 図１４は、第２の実施形態の変形例に係る制御機能の処理を説明するための図である。FIG. 14 is a diagram for explaining the processing of the control function according to the modified example of the second embodiment.

以下、図面を参照して、実施形態に係る超音波診断装置を説明する。 Hereinafter, the ultrasonic diagnostic apparatus according to the embodiment will be described with reference to the drawings.

（第１の実施形態）
図１は、第１の実施形態に係る超音波診断装置１の構成例を示すブロック図である。図１に示すように、第１の実施形態に係る超音波診断装置１は、超音波プローブ１０１と、入力装置１０２と、ディスプレイ１０３と、装置本体１００とを有する。超音波プローブ１０１、入力装置１０２、及びディスプレイ１０３は、装置本体１００と通信可能に接続される。なお、被検体Ｐは、超音波診断装置１の構成に含まれない。 (First Embodiment)
FIG. 1 is a block diagram showing a configuration example of the ultrasonic diagnostic apparatus 1 according to the first embodiment. As shown in FIG. 1, the ultrasonic diagnostic apparatus 1 according to the first embodiment includes an ultrasonic probe 101, an input device 102, a display 103, and an apparatus main body 100. The ultrasonic probe 101, the input device 102, and the display 103 are communicably connected to the device main body 100. The subject P is not included in the configuration of the ultrasonic diagnostic apparatus 1.

超音波プローブ１０１は、超音波の送受信を行う。例えば、超音波プローブ１０１は、複数の圧電振動子（振動素子とも呼ばれる）を有する。これら複数の圧電振動子は、後述する装置本体１００が有する送受信回路１１０から供給される駆動信号に基づき超音波を発生する。また、超音波プローブ１０１が有する複数の圧電振動子は、被検体Ｐからの反射波を受信して電気信号に変換する。また、超音波プローブ１０１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１０１は、装置本体１００と着脱自在に接続される。 The ultrasonic probe 101 transmits and receives ultrasonic waves. For example, the ultrasonic probe 101 has a plurality of piezoelectric vibrators (also referred to as vibration elements). These plurality of piezoelectric vibrators generate ultrasonic waves based on a drive signal supplied from a transmission / reception circuit 110 included in the apparatus main body 100 described later. Further, the plurality of piezoelectric vibrators included in the ultrasonic probe 101 receive the reflected wave from the subject P and convert it into an electric signal. Further, the ultrasonic probe 101 has a matching layer provided on the piezoelectric vibrator, a backing material for preventing the propagation of ultrasonic waves from the piezoelectric vibrator to the rear, and the like. The ultrasonic probe 101 is detachably connected to the device main body 100.

超音波プローブ１０１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、反射波信号として超音波プローブ１０１が有する複数の圧電振動子にて受信される。受信される反射波信号の振幅は、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信号は、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 ultrasonic probe 101 to the subject P, the transmitted ultrasonic waves are reflected one after another on the discontinuity surface of the acoustic impedance in the body tissue of the subject P, and the ultrasonic probe is used as a reflected wave signal. It is received by a plurality of piezoelectric vibrators included in 101. The amplitude of the received reflected wave signal depends on the difference in acoustic impedance on the discontinuity where the ultrasonic waves are reflected. The reflected wave signal when the transmitted ultrasonic pulse is reflected by the moving blood flow or the surface of the heart wall or the like depends on the velocity component of the moving body with respect to the ultrasonic transmission direction due to the Doppler effect. And undergo frequency shift.

なお、第１の実施形態に係る超音波プローブ１０１は、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。 The ultrasonic probe 101 according to the first embodiment is a mechanical 4D probe or a 2D array probe that scans the subject P in three dimensions even if it is a 1D array probe that scans the subject P in two dimensions. Is also applicable.

入力装置１０２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の装置に対応する。入力装置１０２は、超音波診断装置１の操作者からの各種設定要求を受け付け、装置本体１００に対して受け付けた各種設定要求を転送する。 The input device 102 corresponds to a device such as a mouse, a keyboard, a button, a panel switch, a touch command screen, a foot switch, a trackball, and a joystick. The input device 102 receives various setting requests from the operator of the ultrasonic diagnostic device 1 and transfers the received various setting requests to the device main body 100.

ディスプレイ１０３は、超音波診断装置１の操作者が入力装置１０２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１００において生成された超音波画像データ等を表示したりする。 The display 103 displays a GUI (Graphical User Interface) for the operator of the ultrasonic diagnostic apparatus 1 to input various setting requests using the input device 102, ultrasonic image data generated in the apparatus main body 100, and the like. Or display.

装置本体１００は、超音波プローブ１０１が受信した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１００により生成される超音波画像データは、２次元の反射波信号に基づいて生成される２次元の超音波画像データであっても、３次元の反射波信号に基づいて生成される３次元の超音波画像データであってもよい。 The device main body 100 is a device that generates ultrasonic image data based on the reflected wave signal received by the ultrasonic probe 101. The ultrasonic image data generated by the apparatus main body 100 shown in FIG. 1 is based on the three-dimensional reflected wave signal even if it is the two-dimensional ultrasonic image data generated based on the two-dimensional reflected wave signal. It may be the generated three-dimensional ultrasonic image data.

装置本体１００は、図１に例示するように、送受信回路１１０と、信号処理回路１２０と、画像処理回路１３０と、画像メモリ１４０と、記憶回路１５０と、処理回路１６０とを備える。送受信回路１１０、信号処理回路１２０、画像処理回路１３０、画像メモリ１４０、記憶回路１５０、及び処理回路１６０は、互いに通信可能に接続される。 As illustrated in FIG. 1, the apparatus main body 100 includes a transmission / reception circuit 110, a signal processing circuit 120, an image processing circuit 130, an image memory 140, a storage circuit 150, and a processing circuit 160. The transmission / reception circuit 110, the signal processing circuit 120, the image processing circuit 130, the image memory 140, the storage circuit 150, and the processing circuit 160 are communicatively connected to each other.

送受信回路１１０は、後述する処理回路１６０の指示に基づいて、超音波プローブ１０１が行う超音波送受信を制御する。送受信回路１１０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１０１に駆動信号を供給する。パルス発生器は、送信超音波を形成するためのレートパルスを発生する。また、送信遅延回路は、超音波プローブ１０１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１０１に駆動信号（駆動パルス）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 transmission / reception circuit 110 controls the ultrasonic transmission / reception performed by the ultrasonic probe 101 based on the instruction of the processing circuit 160 described later. The transmission / reception circuit 110 includes a pulse generator, a transmission delay circuit, a pulsar, and the like, and supplies a drive signal to the ultrasonic probe 101. The pulse generator generates a rate pulse to form the transmitting ultrasonic wave. Further, in the transmission delay circuit, the pulse generator generates the delay time for each piezoelectric vibrator required for focusing the ultrasonic waves generated from the ultrasonic probe 101 in a beam shape and determining the transmission directivity. Give for each rate pulse. Further, the pulsar applies a drive signal (drive pulse) to the ultrasonic probe 101 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１１０は、後述する処理回路１６０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振回路、又は、複数の電源ユニットを電気的に切り替える機構によって実現される。 The transmission / reception circuit 110 has a function of instantly changing the transmission frequency, transmission drive voltage, and the like in order to execute a predetermined scan sequence based on the instruction of the processing circuit 160 described later. In particular, the change of the transmission drive voltage is realized by a linear amplifier type oscillation circuit that can switch the value instantaneously or a mechanism that electrically switches a plurality of power supply units.

また、送受信回路１１０は、アンプ回路、Ａ／Ｄ（Analog／Digital）変換器、加算器、位相検波回路等を有し、超音波プローブ１０１が受信した反射波信号に対して各種処理を行なって反射波データを生成する。アンプ回路は、反射波信号をチャンネルごと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変換し、デジタルデータに受信指向性を決定するのに必要な遅延時間を与える。加算器は、Ａ／Ｄ変換器によって処理さ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。位相検波回路は、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、位相検波回路は、Ｉ信号及びＱ信号（ＩＱ信号）を後段の信号処理回路１２０に出力する。なお、位相検波回路による処理前のデータは、ＲＦ信号とも呼ばれる。以下では、超音波の反射波に基づいて生成された「ＩＱ信号、ＲＦ信号」をまとめて、「反射波データ」と記載する。 Further, the transmission / reception circuit 110 includes an amplifier circuit, an A / D (Analog / Digital) converter, an adder, a phase detection circuit, and the like, and performs various processing on the reflected wave signal received by the ultrasonic probe 101. Generate reflected wave data. 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 and gives the digital data the delay time required to determine the reception directivity. The adder performs addition processing of the reflected wave signal processed by the A / D converter. The addition process of the adder emphasizes the reflected component from the direction corresponding to the reception directivity of the reflected wave signal. The phase detection circuit converts the output signal of the adder into an in-phase signal (I signal, I: In-phase) and an orthogonal signal (Q signal, Q: Quadrature-phase) in the baseband band. Then, the phase detection circuit outputs the I signal and the Q signal (IQ signal) to the signal processing circuit 120 in the subsequent stage. The data before processing by the phase detection circuit is also called an RF signal. In the following, the "IQ signal and RF signal" generated based on the reflected wave of ultrasonic waves will be collectively referred to as "reflected wave data".

なお、送受信回路１１０は、１回の超音波送信により得られる複数の反射波信号から複数の走査線の反射波データを生成することができる。すなわち、送受信回路１１０は、並列同時受信処理を行うことが可能な回路である。なお、第１の実施形態は、送受信回路１１０が並列同時受信処理を実行できない場合であっても適用可能である。 The transmission / reception circuit 110 can generate reflected wave data of a plurality of scanning lines from a plurality of reflected wave signals obtained by one ultrasonic transmission. That is, the transmission / reception circuit 110 is a circuit capable of performing parallel simultaneous reception processing. The first embodiment can be applied even when the transmission / reception circuit 110 cannot execute the parallel simultaneous reception process.

信号処理回路１２０は、送受信回路１１０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う信号処理部である。信号処理回路１２０は、バッファから読み出した反射波データ（ＩＱ信号）に対して、対数増幅、包絡線検波処理、対数圧縮などを行って、多点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。なお、信号処理部１２０は、互いに走査条件が異なる複数回の超音波送信により得られた同一の受信走査線に関する反射波データの合成（加算、減算、またはこれらの組み合わせ）によりＢモードデータを生成しても良い。ここで、走査条件は、送信する超音波の位相、ステアリング角度、超音波の送信に用いる圧電振動子のグループ（送信開口）、超音波の受信に用いる圧電振動子のグループ（受信開口）、送信周波数、受信周波数のうち少なくとも一つを含む。上記の合成は、反射波データが位相情報を有している状態と反射波データが位相情報を有していない状態のいずれの状態においても実行され得る。送信する超音波は、複数の中心周波数を含んでいても良い。 The signal processing circuit 120 is a signal processing unit that performs various signal processing on the reflected wave data generated from the reflected wave signal by the transmission / reception circuit 110. The signal processing circuit 120 performs logarithmic amplification, envelope detection processing, logarithmic compression, etc. on the reflected wave data (IQ signal) read from the buffer, and the signal strength of multiple points is expressed by the brightness of the brightness. Generate data (B mode data). The signal processing unit 120 generates B-mode data by synthesizing (adding, subtracting, or combining these) reflected wave data related to the same received scanning line obtained by transmitting ultrasonic waves multiple times with different scanning conditions. You may. Here, the scanning conditions are the phase of the ultrasonic waves to be transmitted, the steering angle, the group of piezoelectric vibrators used for transmitting ultrasonic waves (transmission aperture), the group of piezoelectric vibrators used for receiving ultrasonic waves (reception aperture), and transmission. Includes at least one of frequency and reception frequency. The above synthesis can be performed in either a state in which the reflected wave data has phase information or a state in which the reflected wave data does not have phase information. The ultrasonic wave to be transmitted may include a plurality of center frequencies.

また、信号処理回路１２０は、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抽出したデータ（ドプラデータ）を生成する。具体的には、信号処理回路１２０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た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。本実施形態に係る信号処理回路１２０は、血流の運動情報（血流情報）として、血流の平均速度、血流の平均分散値、血流の平均パワー値等を、複数のサンプル点それぞれで推定したドプラデータを生成する。 Further, the signal processing circuit 120 generates data (Doppler data) obtained by extracting motion information based on the Doppler effect of a moving body within the scanning range by frequency analysis of the reflected wave data. Specifically, the signal processing circuit 120 generates Doppler data in which the average velocity, the average variance value, the average power value, and the like are estimated at each of the plurality of sample points as motion information of the moving body. Here, the moving body is, for example, blood flow, tissues such as the heart wall, and a contrast medium. The signal processing circuit 120 according to the present embodiment sets, as motion information (blood flow information) of blood flow, the average velocity of blood flow, the average dispersion value of blood flow, the average power value of blood flow, etc. Generate the Doppler data estimated in.

上記の信号処理回路１２０の機能を用いて、本実施形態に係る超音波診断装置１は、カラーフローマッピング法（ＣＦＭ：Color Flow Mapping）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われる。かかる超音波送受信により得られる同一位置からの反射波信号（反射波データ）のデータ列は、パケットと呼ばれる。パケットサイズは、１フレームの血流情報を得るために同一方向で行なわれる超音波送受信の回数となる。 Using the function of the signal processing circuit 120 described above, the ultrasonic diagnostic apparatus 1 according to the present embodiment can execute a color Doppler method also called a color flow mapping method (CFM). In the CFM method, ultrasonic waves are transmitted and received a plurality of times on a plurality of scanning lines. The data string of the reflected wave signal (reflected wave data) from the same position obtained by such ultrasonic transmission / reception is called a packet. The packet size is the number of ultrasonic transmissions and receptions performed in the same direction in order to obtain blood flow information in one frame.

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、或いは、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、血流に由来する信号を抽出する。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。後述する画像処理回路１３０は、推定結果の分布を、例えば、２次元でカラー表示した超音波画像データ（カラードプラ画像データ）を生成する。そして、ディスプレイ１０３は、カラードプラ画像データを表示する。なお、パケットサイズが大きい方がクラッタ信号の抑制性能は向上するが、パケットサイズを大きくすると、フレームレートは低下する。 Then, in the CFM method, an MTI (Moving Target Indicator) filter is applied to a data string at the same position to suppress a signal (clutter signal) derived from a stationary tissue or a slow-moving tissue. , Extract signals derived from blood flow. Then, 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. The image processing circuit 130, which will be described later, generates ultrasonic image data (color Doppler image data) in which the distribution of the estimation results is displayed in two dimensions, for example. Then, the display 103 displays the color Doppler image data. The larger the packet size, the better the clutter signal suppression performance, but the larger the packet size, the lower the frame rate.

信号処理回路１２０は、フィルタ行列を用いて、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、血流に由来する血流信号が抽出されたデータ列を出力する。信号処理回路１２０は、出力したデータを用いた自己相関演算等の演算を行って、血流情報を推定し、推定した血流情報をドプラデータとして出力する。 The signal processing circuit 120 uses a filter matrix to suppress the clutter component from the data string of continuous reflected wave data at the same position (same sample point), and extracts the blood flow signal derived from the blood flow. Is output. The signal processing circuit 120 performs calculations such as autocorrelation calculation using the output data to estimate blood flow information, and outputs the estimated blood flow information as Doppler data.

画像処理回路１３０は、信号処理回路１２０が生成したデータから超音波画像データを生成する。画像処理回路１３０は、信号処理回路１２０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次元のＢモード画像データを生成する。また、画像処理回路１３０は、信号処理回路１２０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次元のドプラ画像データを生成する。２次元の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。画像処理回路１３０は、ドプラ画像データとして、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。なお、画像処理回路１３０は、画像生成部の一例である。 The image processing circuit 130 generates ultrasonic image data from the data generated by the signal processing circuit 120. The image processing circuit 130 generates two-dimensional B-mode image data in which the intensity of the reflected wave is represented by brightness from the two-dimensional B-mode data generated by the signal processing circuit 120. Further, the image processing circuit 130 generates two-dimensional Doppler image data in which blood flow information is visualized from the two-dimensional Doppler data generated by the signal processing circuit 120. The two-dimensional Doppler image data is speed image data, distributed image data, power image data, or image data obtained by combining these. The image processing circuit 130 generates color Doppler image data in which blood flow information is displayed in color, or Doppler image data in which one blood flow information is displayed in grayscale, as Doppler image data. The image processing circuit 130 is an example of an image generation unit.

ここで、画像処理回路１３０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、超音波画像データを生成する。具体的には、画像処理回路１３０は、超音波プローブ１０１による超音波の走査形態に応じて座標変換を行うことで、超音波画像データを生成する。また、画像処理回路１３０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）等を行う。また、画像処理回路１３０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 processing circuit 130 generally converts (scan-converts) the scanning line signal string of ultrasonic scanning into a scanning line signal string of a video format typified by a television or the like, and converts the ultrasonic image data. Generate. Specifically, the image processing circuit 130 generates ultrasonic image data by performing coordinate conversion according to the scanning form of ultrasonic waves by the ultrasonic probe 101. In addition to the scan conversion, the image processing circuit 130 also uses, for example, a plurality of image frames after the scan conversion to regenerate an image with an average value of brightness as various image processing (smoothing processing). , Perform image processing (edge enhancement processing) using a differential filter in the image. In addition, the image processing circuit 130 synthesizes character information, scales, body marks, and the like of various parameters with the ultrasonic 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、画像処理回路１３０が生成するデータは、スキャンコンバート処理後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。画像処理回路１３０は、スキャンコンバート処理前の２次元の超音波画像データから、２次元の超音波画像データを生成する。 That is, the B mode data and the Doppler data are ultrasonic image data before the scan conversion process, and the data generated by the image processing circuit 130 is the ultrasonic image data after the scan conversion process. The B-mode data and Doppler data are also referred to as raw data. The image processing circuit 130 generates two-dimensional ultrasonic image data from the two-dimensional ultrasonic image data before the scan conversion process.

更に、画像処理回路１３０は、信号処理回路１２０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うことで、３次元のＢモード画像データを生成する。また、画像処理回路１３０は、信号処理回路１２０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うことで、３次元のドプラ画像データを生成する。 Further, the image processing circuit 130 generates three-dimensional B-mode image data by performing coordinate conversion on the three-dimensional B-mode data generated by the signal processing circuit 120. Further, the image processing circuit 130 generates three-dimensional Doppler image data by performing coordinate conversion on the three-dimensional Doppler data generated by the signal processing circuit 120.

更に、画像処理回路１３０は、ボリュームデータをディスプレイ１０３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う。画像処理回路１３０が行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、画像処理回路１３０が行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。 Further, the image processing circuit 130 performs rendering processing on the volume data in order to generate various two-dimensional image data for displaying the volume data on the display 103. The rendering process performed by the image processing circuit 130 includes, for example, a process of performing a cross-section reconstruction method (MPR: Multi Planer Reconstruction) to generate MPR image data from volume data. Further, as the rendering process performed by the image processing circuit 130, for example, there is a volume rendering (VR) process for generating two-dimensional image data reflecting three-dimensional information.

画像メモリ１４０は、画像処理回路１３０が生成した超音波画像データを記憶するメモリである。また、画像メモリ１４０は、信号処理回路１２０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１４０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、画像処理回路１３０を経由して超音波画像データとなる。また、画像メモリ１４０は、送受信回路１１０が出力した反射波データを記憶することも可能である。 The image memory 140 is a memory that stores ultrasonic image data generated by the image processing circuit 130. The image memory 140 can also store the data generated by the signal processing circuit 120. The B-mode data and Doppler data stored in the image memory 140 can be called by the operator after diagnosis, for example, and become ultrasonic image data via the image processing circuit 130. The image memory 140 can also store the reflected wave data output by the transmission / reception circuit 110.

記憶回路１５０は、超音波送受信、画像処理及び表示処理を行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、記憶回路１５０は、必要に応じて、画像メモリ１４０が記憶する画像データの保管等にも使用される。また、記憶回路１５０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、記憶回路１５０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。 The storage circuit 150 stores control programs for performing ultrasonic transmission / reception, image processing, and display processing, diagnostic information (for example, patient ID, doctor's findings, etc.), and various data such as diagnostic protocols and various body marks. .. The storage circuit 150 is also used for storing image data stored in the image memory 140, if necessary. Further, the data stored in the storage circuit 150 can be transferred to an external device via an interface (not shown). The storage circuit 150 can also store data transferred from an external device via an interface (not shown).

処理回路１６０は、超音波診断装置１の処理全体を制御する。具体的には、処理回路１６０は、入力装置１０２を介して操作者から入力された各種設定要求や、記憶回路１５０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１１０、信号処理回路１２０、及び画像処理回路１３０の処理を制御する。 The processing circuit 160 controls the entire processing of the ultrasonic diagnostic apparatus 1. Specifically, the processing circuit 160 is a transmission / reception circuit 110 and a signal processing circuit based on various setting requests input from the operator via the input device 102, various control programs and various data read from the storage circuit 150. It controls the processing of 120 and the image processing circuit 130.

また、処理回路１６０は、画像メモリ１４０や記憶回路１５０が記憶する超音波画像データを、表示用の超音波画像としてディスプレイ１０３にて表示するよう制御する。例えば、処理回路１６０は、画像処理回路１３０によって生成されたカラードプラ画像データを、表示用のカラードプラ画像としてディスプレイ１０３に表示させる。また、例えば、処理回路１６０は、画像処理回路１３０によって生成されたＢモードデータを、表示用のＢモード画像としてディスプレイ１０３に表示させる。 Further, the processing circuit 160 controls the display 103 to display the ultrasonic image data stored in the image memory 140 and the storage circuit 150 as an ultrasonic image for display. For example, the processing circuit 160 causes the color Doppler image data generated by the image processing circuit 130 to be displayed on the display 103 as a color Doppler image for display. Further, for example, the processing circuit 160 causes the display 103 to display the B-mode data generated by the image processing circuit 130 as a B-mode image for display.

また、処理回路１６０は、設定機能１６１と、演算機能１６２とを実行する。ここで、処理回路１６０の構成要素である設定機能１６１及び演算機能１６２が実行する各処理機能は、例えば、コンピュータによって実行可能なプログラムの形態で記憶回路１５０に記録されている。処理回路１６０は、各プログラムを記憶回路１５０から読み出し、実行することで各プログラムに対応する機能を実現するプロセッサである。すなわち、設定機能１６１は、処理回路１６０が設定機能１６１に対応するプログラムを記憶回路１５０から読み出し実行することで、実現される機能である。また、演算機能１６２は、処理回路１６０が演算機能１６２に対応するプログラムを記憶回路１５０から読み出し実行することで、実現される機能である。換言すると、各プログラムを読み出した状態の処理回路１６０は、図１の処理回路１６０内に示された各機能を有することとなる。設定機能１６１及び演算機能１６２が実行する各処理機能については、後述する。 Further, the processing circuit 160 executes the setting function 161 and the calculation function 162. Here, each processing function executed by the setting function 161 and the arithmetic function 162, which are components of the processing circuit 160, is recorded in the storage circuit 150 in the form of a program that can be executed by a computer, for example. The processing circuit 160 is a processor that realizes a function corresponding to each program by reading each program from the storage circuit 150 and executing the program. That is, the setting function 161 is a function realized by the processing circuit 160 reading and executing a program corresponding to the setting function 161 from the storage circuit 150. Further, the arithmetic function 162 is a function realized by the processing circuit 160 reading a program corresponding to the arithmetic function 162 from the storage circuit 150 and executing the program. In other words, the processing circuit 160 in the state where each program is read has each function shown in the processing circuit 160 of FIG. Each processing function executed by the setting function 161 and the calculation function 162 will be described later.

また、本実施形態においては、単一の処理回路１６０にて、上述した各処理機能が実現されるものとして説明するが、複数の独立したプロセッサを組み合わせて処理回路を構成し、各プロセッサがプログラムを実行することにより機能を実現するものとしても構わない。 Further, in the present embodiment, it is described that each of the above-mentioned processing functions is realized by a single processing circuit 160, but a processing circuit is formed by combining a plurality of independent processors, and each processor is programmed. The function may be realized by executing.

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１５０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１５０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。更に、各図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 word "processor" used in the above description is, for example, a CPU (Central Processing Unit), a GPU (Graphics Processing Unit), an integrated circuit for a specific application (Application Specific Integrated Circuit: ASIC), or a programmable logic device (for example,). It means a circuit such as a simple programmable logic device (SPLD), a complex programmable logic device (CPLD), and a field programmable gate array (FPGA). The processor realizes the function by reading and executing the program stored in the storage circuit 150. Instead of storing the program in the storage circuit 150, the program may be directly incorporated in the circuit of the processor. In this case, the processor realizes the function by reading and executing the program embedded in the circuit. It should be noted that each processor of the present embodiment is not limited to the case where each processor is configured as a single circuit, and a plurality of independent circuits may be combined to form one processor to realize its function. Good. Further, a plurality of components in each figure may be integrated into one processor to realize the function.

以上、第１の実施形態に係る超音波診断装置１の基本的な構成について説明した。このような構成のもと、第１の実施形態に係る超音波診断装置１は、以下に説明する処理により、カラードプラ画像の表示フレームレートを向上させることを可能にする。 The basic configuration of the ultrasonic diagnostic apparatus 1 according to the first embodiment has been described above. Under such a configuration, the ultrasonic diagnostic apparatus 1 according to the first embodiment makes it possible to improve the display frame rate of the color Doppler image by the process described below.

例えば、処理回路１６０は、送受信回路１１０を介して超音波プローブ１０１を制御することで、ＣＦＭ法による超音波走査を行う。そして、処理回路１６０は、ＣＦＭ法による超音波走査によって収集された超音波画像データに基づいて、血流像であるカラードプラ画像と組織像であるＢモード画像とをディスプレイ１０３に表示させる。 For example, the processing circuit 160 controls the ultrasonic probe 101 via the transmission / reception circuit 110 to perform ultrasonic scanning by the CFM method. Then, the processing circuit 160 causes the display 103 to display a color Doppler image which is a blood flow image and a B mode image which is a tissue image based on the ultrasonic image data collected by the ultrasonic scanning by the CFM method.

図２は、第１の実施形態に係る処理回路１６０の処理により表示される表示画像の一例を示す図である。図２には、ＣＦＭ法により表示される表示画像を例示する。 FIG. 2 is a diagram showing an example of a display image displayed by the processing of the processing circuit 160 according to the first embodiment. FIG. 2 illustrates a display image displayed by the CFM method.

図２に示すように、例えば、処理回路１６０は、カラードプラ画像Ｉ（Ｃ）を、背景画像であるＢモード画像Ｉ（Ｂ）上に重畳させてディスプレイ１０３に表示させる。ここで、カラードプラ画像Ｉ（Ｃ）は、例えば、関心領域内の血流の流速値及び方向に応じた色が各画素位置に割り当てられた画像であり、血流情報を有しない画素位置には背景画像であるＢモード画像Ｉ（Ｂ）が表示される。カラードプラ画像Ｉ（Ｃ）として表現される流速値の範囲（以下、「流速レンジ」とも表記する）は、例えば、カラードプラモードスキャンによって識別可能な最大流速値（カラードプラ画像Ｉ（Ｃ）として表現される流速値の上限）を基準として規定される。また、カラードプラ画像Ｉ（Ｃ）に描出される色と流速値との対応関係は、スケールＩ（ｓ）によって示される。図２には、最大検出流速が２０［ｃｍ／ｓｅｃ］である場合のスケールＩ（ｓ）を例示する。なお、図２では、説明の都合上、Ｂモード画像Ｉ（Ｂ）を単一色で例示するが、実際には組織像が描出されている。 As shown in FIG. 2, for example, the processing circuit 160 superimposes the color Doppler image I (C) on the background image B mode image I (B) and displays it on the display 103. Here, the color Doppler image I (C) is, for example, an image in which colors corresponding to the flow velocity values and directions of blood flow in the region of interest are assigned to each pixel position, and the color Doppler image I (C) is located at a pixel position having no blood flow information. Is a background image, the B mode image I (B) is displayed. The range of the flow velocity value expressed as the color Doppler image I (C) (hereinafter, also referred to as “flow velocity range”) is, for example, the maximum flow velocity value (as the color Doppler image I (C)) that can be identified by the color Doppler mode scan. It is defined based on the upper limit of the expressed flow velocity value). Further, the correspondence between the color drawn on the color Doppler image I (C) and the flow velocity value is indicated by the scale I (s). FIG. 2 illustrates a scale I (s) when the maximum detection flow rate is 20 [cm / sec]. In FIG. 2, for convenience of explanation, the B mode image I (B) is illustrated in a single color, but the tissue image is actually drawn.

ここで、送受信回路１１０は、ＣＦＭ法による表示画像を表示させるために、カラードプラ画像データを収集するためのカラードプラモードスキャンと、Ｂモードデータを収集するためのＢモードスキャンとを実行する。具体的には、送受信回路１１０は、図２に例示した１フレーム分の表示画像を表示させるために、関心領域のカラードプラモードスキャンと、関心領域よりも広い領域のＢモードスキャンとを実行する。なお、カラードプラモードスキャンは、第１のスキャンの一例であり、Ｂモードスキャンは、第２のスキャンの一例である。また、送受信回路１１０は、送受信部の一例である。 Here, the transmission / reception circuit 110 executes a color Doppler mode scan for collecting color Doppler image data and a B mode scan for collecting B mode data in order to display the display image by the CFM method. Specifically, the transmission / reception circuit 110 executes a color Doppler mode scan of the region of interest and a B mode scan of a region wider than the region of interest in order to display the display image for one frame illustrated in FIG. .. The color Doppler mode scan is an example of the first scan, and the B mode scan is an example of the second scan. The transmission / reception circuit 110 is an example of a transmission / reception unit.

図３及び図４は、第１の実施形態に係る送受信回路１１０により走査される領域について説明するための図である。図３には、カラードプラ画像データが収集される関心領域Ｒ（Ｃ）を例示する。図４には、Ｂモード画像データが収集される領域Ｒ（Ｂ）を例示する。なお、関心領域Ｒ（Ｃ）は、図２のカラードプラ画像Ｉ（Ｃ）の領域に対応し、領域Ｒ（Ｂ）は、図２のＢモード画像Ｉ（Ｂ）の領域に対応する。 3 and 4 are diagrams for explaining a region scanned by the transmission / reception circuit 110 according to the first embodiment. FIG. 3 illustrates an area of interest R (C) in which color Doppler image data is collected. FIG. 4 illustrates a region R (B) in which B-mode image data is collected. The region of interest R (C) corresponds to the region of the color Doppler image I (C) of FIG. 2, and the region R (B) corresponds to the region of the B-mode image I (B) of FIG.

図３に示すように、送受信回路１１０は、例えば、１フレーム分のカラードプラ画像データを収集するために、関心領域Ｒ（Ｃ）のカラードプラモードスキャンを実行する。この関心領域Ｒ（Ｃ）は、例えば、各ビーム位置ｂ０〜ｂ１１で送受信される１２本のビーム（走査線）により構成される。具体的には、送受信回路１１０は、関心領域Ｒ（Ｃ）を、領域Ｒ（Ｃ０）、領域Ｒ（Ｃ１）、及び領域Ｒ（Ｃ２）の３領域に分割して走査する。各領域Ｒ（Ｃ０）〜Ｒ（Ｃ２）は、例えば、４本のビームにより構成される。 As shown in FIG. 3, the transmission / reception circuit 110 executes a color Doppler mode scan of the region R (C) of interest, for example, in order to collect color Doppler image data for one frame. The region of interest R (C) is composed of, for example, 12 beams (scanning lines) transmitted and received at each beam positions b0 to b11. Specifically, the transmission / reception circuit 110 divides the region of interest R (C) into three regions of region R (C0), region R (C1), and region R (C2) for scanning. Each region R (C0) to R (C2) is composed of, for example, four beams.

ここで、ＣＦＭ法では、１フレーム分の血流情報を生成するために、同一位置における反射波データのデータ列が用いられる。このため、送受信回路１１０は、関心領域Ｒ（Ｃ）のカラードプラモードスキャンを繰り返し実行することにより、関心領域Ｒ（Ｃ）内の各位置（サンプル点）のデータ列を収集する。例えば、送受信回路１１０は、関心領域Ｒ（Ｃ）のカラードプラモードスキャンを、所定の繰り返し周期で６回実行することにより、１フレーム分のカラードプラ画像データを収集する。図３に示す例では、送受信回路１１０は、分割された各領域Ｒ（Ｃ０）〜Ｒ（Ｃ２）について、カラードプラモードスキャンを６回ずつ実行する。言い換えると、繰り返し周期は、第１のスキャン（カラードプラモードスキャン）を繰り返す周期に対応する。 Here, in the CFM method, a data string of reflected wave data at the same position is used in order to generate blood flow information for one frame. Therefore, the transmission / reception circuit 110 collects data strings at each position (sample point) in the region of interest R (C) by repeatedly executing the color Doppler mode scan of the region of interest R (C). For example, the transmission / reception circuit 110 collects color Doppler image data for one frame by executing the color Doppler mode scan of the region R (C) of interest 6 times in a predetermined repetition cycle. In the example shown in FIG. 3, the transmission / reception circuit 110 executes the color Doppler mode scan six times for each of the divided regions R (C0) to R (C2). In other words, the repetition cycle corresponds to the cycle in which the first scan (color Doppler mode scan) is repeated.

図４に示すように、送受信回路１１０は、１フレーム分のＢモードデータを収集するために、領域Ｒ（Ｂ）のＢモードスキャンを実行する。例えば、送受信回路１１０は、領域Ｒ（Ｂ）を１９領域に分割して走査する。具体的には、送受信回路１１０は、領域Ｒ（Ｂ０）、領域Ｒ（Ｂ１）、領域Ｒ（Ｂ２）、領域Ｒ（Ｂ３）、領域Ｒ（Ｂ４）、領域Ｒ（Ｂ５）、領域Ｒ（Ｂ６）、領域Ｒ（Ｂ７）、領域Ｒ（Ｂ８）、領域Ｒ（Ｂ９）、領域Ｒ（Ｂ１０）、領域Ｒ（Ｂ１１）、領域Ｒ（Ｂ１２）、領域Ｒ（Ｂ１３）、領域Ｒ（Ｂ１４）、領域Ｒ（Ｂ１５）、領域Ｒ（Ｂ１６）、領域Ｒ（Ｂ１７）、及び領域Ｒ（Ｂ９９）に分割して、領域Ｒ（Ｂ）のＢモードスキャンを実行する。 As shown in FIG. 4, the transmission / reception circuit 110 executes a B-mode scan of the area R (B) in order to collect B-mode data for one frame. For example, the transmission / reception circuit 110 divides the area R (B) into 19 areas and scans the area R (B). Specifically, the transmission / reception circuit 110 includes a region R (B0), a region R (B1), a region R (B2), a region R (B3), a region R (B4), a region R (B5), and a region R (B6). ), Region R (B7), Region R (B8), Region R (B9), Region R (B10), Region R (B11), Region R (B12), Region R (B13), Region R (B14), The area R (B15), the area R (B16), the area R (B17), and the area R (B99) are divided, and the B mode scan of the area R (B) is executed.

このように、送受信回路１１０は、図２に例示した１フレーム分の表示画像を表示させるために、各領域Ｒ（Ｃ０）〜Ｒ（Ｃ２）のカラードプラモードスキャンと、各領域Ｒ（Ｂ０）〜Ｒ（Ｂ９９）のＢモードスキャンとを実行する。なお、送受信回路１１０による各領域Ｒ（Ｃ０）〜Ｒ（Ｃ２）及び各領域Ｒ（Ｂ０）〜Ｒ（Ｂ９９）の走査順序については、図５にて後述する。 In this way, the transmission / reception circuit 110 performs color Doppler mode scan of each area R (C0) to R (C2) and each area R (B0) in order to display the display image for one frame illustrated in FIG. ~ R (B99) B mode scan is executed. The scanning order of the regions R (C0) to R (C2) and the regions R (B0) to R (B99) by the transmission / reception circuit 110 will be described later with reference to FIG.

なお、図３及び図４は、一例に過ぎない。例えば、図３及び図４では、関心領域Ｒ（Ｃ）が領域Ｒ（Ｂ）よりも狭い場合を例示したが、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、関心領域Ｒ（Ｃ）及び領域Ｒ（Ｂ）の大きさ（方位方向の幅、深さ方向の深さ）は、任意に設定可能である。ただし、関心領域Ｒ（Ｃ）の大きさは、背景画像となる領域Ｒ（Ｂ）と同等、若しくは領域Ｒ（Ｂ）より狭いのが好適である。 Note that FIGS. 3 and 4 are merely examples. For example, in FIGS. 3 and 4, the case where the region of interest R (C) is narrower than the region R (B) is illustrated, but the embodiment is not limited to this. For example, the sizes of the region R (C) and the region R (B) (width in the directional direction, depth in the depth direction) can be arbitrarily set. However, it is preferable that the size of the region R (C) of interest is equal to or narrower than the region R (B) serving as the background image.

図５は、第１の実施形態に係る送受信回路１１０による走査順序を説明するための図である。図５には、図３及び図４で示した各領域の走査順序を矢印により示す。なお、図５の左側にはカラードプラモードスキャンを示し、図５の右側にはＢモードスキャンを示す。また、図５では、関心領域Ｒ（Ｃ）のパケットサイズが「６」である場合を例示する。なお、以下では、パケットを構成する６回分の反射波データを、受信エコーａ０〜ａ５と表記する。 FIG. 5 is a diagram for explaining the scanning order by the transmission / reception circuit 110 according to the first embodiment. In FIG. 5, the scanning order of each region shown in FIGS. 3 and 4 is indicated by arrows. The color Doppler mode scan is shown on the left side of FIG. 5, and the B mode scan is shown on the right side of FIG. Further, FIG. 5 illustrates a case where the packet size of the region of interest R (C) is “6”. In the following, the reflected wave data for six times constituting the packet will be referred to as received echoes a0 to a5.

図５に示すように、例えば、送受信回路１１０は、領域Ｒ（Ｃ０）の受信エコーａ０を収集し、受信エコーａ０を収集した後に、領域Ｒ（Ｂ０）の走査を実行する。次に、送受信回路１１０は、領域Ｒ（Ｃ０）の受信エコーａ１を収集し、受信エコーａ１を収集した後に、領域Ｒ（Ｂ１）の走査を実行する。続いて、送受信回路１１０は、領域Ｒ（Ｃ０）の受信エコーａ２を収集し、受信エコーａ２を収集した後に、領域Ｒ（Ｂ２）の走査を実行する。そして、送受信回路１１０は、領域Ｒ（Ｃ０）の受信エコーａ３を収集し、受信エコーａ３を収集した後に、領域Ｒ（Ｂ３）の走査を実行する。そして、送受信回路１１０は、領域Ｒ（Ｃ０）の受信エコーａ４を収集し、受信エコーａ４を収集した後に、領域Ｒ（Ｂ４）の走査を実行する。そして、送受信回路１１０は、領域Ｒ（Ｃ０）の受信エコーａ５を収集し、受信エコーａ５を収集した後に、領域Ｒ（Ｂ５）の走査を実行する。 As shown in FIG. 5, for example, the transmission / reception circuit 110 collects the received echo a0 in the area R (C0), collects the received echo a0, and then scans the area R (B0). Next, the transmission / reception circuit 110 collects the received echo a1 in the area R (C0), collects the received echo a1, and then scans the area R (B1). Subsequently, the transmission / reception circuit 110 collects the received echo a2 in the area R (C0), collects the received echo a2, and then scans the area R (B2). Then, the transmission / reception circuit 110 collects the received echo a3 in the area R (C0), collects the received echo a3, and then scans the area R (B3). Then, the transmission / reception circuit 110 collects the received echo a4 in the area R (C0), collects the received echo a4, and then scans the area R (B4). Then, the transmission / reception circuit 110 collects the received echo a5 in the area R (C0), collects the received echo a5, and then scans the area R (B5).

このように、送受信回路１１０は、領域Ｒ（Ｃ０）の受信エコーａ０〜ａ５を収集するとともに、各受信エコーａ０〜ａ５の収集後に各領域Ｒ（Ｂ０）〜Ｒ（Ｂ５）の走査を実行する。また、送受信回路１１０は、領域Ｒ（Ｃ１）及び領域Ｒ（Ｃ２）についても、領域Ｒ（Ｃ０）と同様に走査する。 In this way, the transmission / reception circuit 110 collects the received echoes a0 to a5 in the area R (C0), and scans the areas R (B0) to R (B5) after collecting the received echoes a0 to a5. .. Further, the transmission / reception circuit 110 also scans the area R (C1) and the area R (C2) in the same manner as the area R (C0).

すなわち、送受信回路１１０は、領域Ｒ（Ｃ１）の受信エコーａ０〜ａ５を収集するとともに、各受信エコーａ０〜ａ５の収集後に各領域Ｒ（Ｂ６）〜Ｒ（Ｂ１１）の走査を実行する。また、送受信回路１１０は、領域Ｒ（Ｃ２）の受信エコーａ０〜ａ５を収集するとともに、各受信エコーａ０〜ａ５の収集後に各領域Ｒ（Ｂ１２）〜Ｒ（Ｂ１７）の走査を実行する。その後、送受信回路１１０は、領域Ｒ（Ｂ９９）の走査を実行する。 That is, the transmission / reception circuit 110 collects the received echoes a0 to a5 in the area R (C1), and scans the areas R (B6) to R (B11) after collecting the received echoes a0 to a5. Further, the transmission / reception circuit 110 collects the received echoes a0 to a5 in the area R (C2), and scans the areas R (B12) to R (B17) after collecting the received echoes a0 to a5. After that, the transmission / reception circuit 110 scans the area R (B99).

このように、送受信回路１１０は、カラードプラ画像Ｉ（Ｃ）に対応する各領域の受信エコーを収集するとともに、各受信エコーの収集後にＢモード画像Ｉ（Ｂ）に対応する各領域の走査を実行する。 In this way, the transmission / reception circuit 110 collects the received echoes of each region corresponding to the color Doppler image I (C), and scans each region corresponding to the B mode image I (B) after collecting the received echoes. Run.

なお、図５は、一例に過ぎない。例えば、図５では、カラードプラモードスキャンとして、領域Ｒ（Ｃ０）、領域Ｒ（Ｃ１）、領域Ｒ（Ｃ２）の順序で走査される場合を説明したが、この順序は任意に変更可能である。また、例えば、Ｂモードスキャンとして、領域Ｒ（Ｂ０）〜（Ｂ１７）の順序で走査される場合を説明したが、この順序は任意に変更可能である。 Note that FIG. 5 is only an example. For example, in FIG. 5, a case where the color Doppler mode scan is performed in the order of region R (C0), region R (C1), and region R (C2) has been described, but this order can be changed arbitrarily. .. Further, for example, as the B mode scan, the case where the scan is performed in the order of the areas R (B0) to (B17) has been described, but this order can be arbitrarily changed.

第１の実施形態に係る処理回路１６０は、図５に示した走査順序で各領域の走査を送受信回路１１０に実行させるために、送受信回路１１０により実行されるスキャンの条件が規定されたスキャン条件を決定する。すなわち、処理回路１６０は、スキャン条件を決定し、決定したスキャン条件に基づいて、送受信回路１１０にＣＦＭ法によるスキャンを実行させる。以下、処理回路１６０がスキャン条件を決定する処理について説明する。 In the processing circuit 160 according to the first embodiment, in order for the transmission / reception circuit 110 to perform scanning of each region in the scanning order shown in FIG. 5, the scanning conditions executed by the transmission / reception circuit 110 are defined. To determine. That is, the processing circuit 160 determines the scan conditions, and causes the transmission / reception circuit 110 to execute the scan by the CFM method based on the determined scan conditions. Hereinafter, the processing in which the processing circuit 160 determines the scanning conditions will be described.

設定機能１６１は、流速レンジを設定する。例えば、設定機能１６１は、流速レンジの最大検出流速を設定する。なお、設定機能１６１は、設定部の一例である。 The setting function 161 sets the flow velocity range. For example, the setting function 161 sets the maximum detected flow velocity in the flow velocity range. The setting function 161 is an example of a setting unit.

例えば、ＣＦＭ法によるスキャン開始時に、設定機能１６１は、流速レンジの最大検出流速を指定するための入力を操作者から受け付ける。具体的には、操作者は、超音波診断装置１の操作パネル上のつまみやキーボードを操作することで、最大検出流速を指定するための入力を行う。そして、設定機能１６１は、操作者により入力された最大検出流速を用いて、流速レンジを設定する。なお、スキャン条件に応じた最大検出流速がプリセットされている場合には、設定機能１６１は、操作者からの入力を受け付けることなく、プリセットされた最大検出流速を設定してもよい。 For example, at the start of scanning by the CFM method, the setting function 161 receives an input from the operator for designating the maximum detected flow velocity in the flow velocity range. Specifically, the operator inputs to specify the maximum detection flow velocity by operating the knob or keyboard on the operation panel of the ultrasonic diagnostic apparatus 1. Then, the setting function 161 sets the flow velocity range using the maximum detection flow velocity input by the operator. When the maximum detection flow velocity is preset according to the scanning conditions, the setting function 161 may set the preset maximum detection flow velocity without accepting the input from the operator.

また、例えば、ＣＦＭ法によるスキャン中に、設定機能１６１は、流速レンジの最大検出流速を変更するための入力を操作者から受け付ける。そして、設定機能１６１は、操作者により変更された最大検出流速を用いて、流速レンジを変更（再設定）する。 Further, for example, during scanning by the CFM method, the setting function 161 receives an input from the operator for changing the maximum detected flow velocity in the flow velocity range. Then, the setting function 161 changes (resets) the flow velocity range using the maximum detection flow velocity changed by the operator.

演算機能１６２は、カラードプラモードスキャンの繰り返し周期、及び、カラードプラモードスキャンの所要時間に基づいて、カラードプラモードスキャンの待機時間を算出する。そして、演算機能１６２は、算出した待機時間において、Ｂモードスキャンを送受信回路１１０に実行させる。すなわち、送受信回路１１０は、演算機能１６２が算出した待機時間において、Ｂモードスキャンを実行する。なお、演算機能１６２は、演算部の一例である。 The calculation function 162 calculates the waiting time of the color Doppler mode scan based on the repetition cycle of the color Doppler mode scan and the required time of the color Doppler mode scan. Then, the calculation function 162 causes the transmission / reception circuit 110 to execute the B mode scan in the calculated standby time. That is, the transmission / reception circuit 110 executes the B mode scan in the standby time calculated by the calculation function 162. The calculation function 162 is an example of a calculation unit.

図６は、第１の実施形態に係る演算機能１６２による待機時間の算出処理を説明するための図である。図６において、縦軸は時間に対応し、横軸はカラードプラモードスキャンのビーム位置に対応する。なお、図６では、説明の都合上、並列同時受信を行わない場合を例示する。また、図６では、カラードプラモードスキャンの関心領域Ｒ（Ｃ）内に配置されるビーム本数が１２本（ビーム位置ｂ０〜ｂ１１）である場合を例示する。 FIG. 6 is a diagram for explaining the waiting time calculation process by the calculation function 162 according to the first embodiment. In FIG. 6, the vertical axis corresponds to time and the horizontal axis corresponds to the beam position of the color Doppler mode scan. Note that FIG. 6 illustrates a case where parallel simultaneous reception is not performed for convenience of explanation. Further, FIG. 6 illustrates a case where the number of beams arranged in the region of interest R (C) of the color Doppler mode scan is 12 (beam positions b0 to b11).

ここで、音響ＰＲＦ（Pulse Repetition Frequency）は、あるビームが送信されてから次のビームが送信されるまでの期間（時間）の逆数に対応する。つまり、音響ＰＲＦの逆数「ｆ−Ｉｎｖ」は、例えば、領域Ｒ（Ｃ０）の受信エコーａ０において、ビーム位置ｂ０の送受信が実行されてからビーム位置ｂ１の送受信が実行されるまでの時間に対応するので、各ビームの送受信にかかる送受信時間に対応すると言える。なお、音響ＰＲＦは、例えば関心領域Ｒ（Ｃ）の下端の位置（深さ）と、流速レンジと、超音波の受信周波数とのうちの少なくとも一つに基づいて決定される。 Here, the acoustic PRF (Pulse Repetition Frequency) corresponds to the reciprocal of the period (time) from the transmission of a certain beam to the transmission of the next beam. That is, the reciprocal "f-Inv" of the acoustic PRF corresponds to, for example, the time from the transmission / reception of the beam position b0 to the execution of the transmission / reception of the beam position b1 in the received echo a0 of the region R (C0). Therefore, it can be said that it corresponds to the transmission / reception time required for transmission / reception of each beam. The acoustic PRF is determined based on, for example, at least one of the position (depth) of the lower end of the region of interest R (C), the flow velocity range, and the reception frequency of ultrasonic waves.

図６に示すように、演算機能１６２は、カラードプラモードスキャンの繰り返し周期Ｔを算出する。ここで、繰り返し周期Ｔは、あるビーム位置の送受信が繰り返し実行される期間（時間）に対応する。つまり、繰り返し周期Ｔは、例えば、受信エコーａ０のビーム位置ｂ０の送受信が実行されてから、受信エコーａ１のビーム位置ｂ０の送受信が実行されるまでの時間に対応する。この繰り返し周期Ｔは、最大検出流速が高流速であれば小さくなり、低流速であれば大きくなる。このため、演算機能１６２は、設定機能１６１によって設定された流速レンジの最大検出流速に基づいて、繰り返し周期Ｔを算出する。なお、繰り返し周期Ｔは、領域Ｒ（Ｃ）のパケットを構成する各受信エコーａ０〜ａ５において同一の値となる。 As shown in FIG. 6, the calculation function 162 calculates the repetition period T of the color Doppler mode scan. Here, the repetition period T corresponds to a period (time) in which transmission / reception of a certain beam position is repeatedly executed. That is, the repetition period T corresponds to, for example, the time from the transmission / reception of the beam position b0 of the received echo a0 to the execution of the transmission / reception of the beam position b0 of the received echo a1. This repetition period T becomes small when the maximum detected flow velocity is high, and becomes large when the maximum detected flow velocity is low. Therefore, the calculation function 162 calculates the repetition period T based on the maximum detection flow velocity in the flow velocity range set by the setting function 161. The repetition period T has the same value in each of the received echoes a0 to a5 constituting the packet in the area R (C).

次に、演算機能１６２は、繰り返し周期Ｔと音響ＰＲＦとに基づいて、交互スキャンの交互段数を算出する。ここで、交互スキャンとは、ＣＦＭ法により同一位置のデータ列を収集する際に、同一のビーム位置を連続して送受信するのではなく、複数のビーム位置を１つの組とし、この組に含まれる複数のビーム位置を順番に送受信する方式である。図６に示す例では、例えば、４つのビーム位置ｂ０〜ｂ３を１つの組として、受信エコーａ０に対応するビーム位置ｂ０，ｂ１，ｂ２，ｂ３の送受信を順番に実行した後に、受信エコーａ１に対応するビーム位置ｂ０，ｂ１，ｂ２，ｂ３の送受信を順番に実行する。この交互スキャンにおいて、各受信エコーに含まれるビーム位置の数が交互段数と呼ばれる。つまり、交互段数は、各領域Ｒ（Ｃ０）〜Ｒ（Ｃ２）に含まれるビーム本数に対応する。図６に示す例では、演算機能１６２によって交互段数「４」が算出された場合を例示する。 Next, the calculation function 162 calculates the number of alternating stages of alternating scans based on the repetition period T and the acoustic PRF. Here, the alternate scan means that when collecting data strings at the same position by the CFM method, instead of continuously transmitting and receiving the same beam position, a plurality of beam positions are included in this set. This is a method of transmitting and receiving a plurality of beam positions in order. In the example shown in FIG. 6, for example, the four beam positions b0 to b3 are set as one set, and the beam positions b0, b1, b2, and b3 corresponding to the received echo a0 are transmitted and received in order, and then the received echo a1 is used. Transmission and reception of the corresponding beam positions b0, b1, b2, and b3 are executed in order. In this alternating scan, the number of beam positions included in each received echo is called the number of alternating stages. That is, the number of alternating stages corresponds to the number of beams included in each region R (C0) to R (C2). In the example shown in FIG. 6, the case where the number of alternating stages "4" is calculated by the calculation function 162 is illustrated.

続いて、演算機能１６２は、カラードプラモードスキャンの関心領域Ｒ（Ｃ）の分割数を算出する。例えば、演算機能１６２は、関心領域Ｒ（Ｃ）のビーム本数を交互段数で除算することで、関心領域Ｒ（Ｃ）の分割数を算出する。ここで、余りが生じる場合には、演算機能１６２は、余りを繰り上げることで、関心領域Ｒ（Ｃ）の分割数を算出する。図６に示す例では、演算機能１６２は、関心領域Ｒ（Ｃ）のビーム本数「１２本」を交互段数「４」で除算することで、関心領域Ｒ（Ｃ）の分割数「３」を算出する。 Subsequently, the calculation function 162 calculates the number of divisions of the region R (C) of interest in the color Doppler mode scan. For example, the calculation function 162 calculates the number of divisions of the region R (C) of interest by dividing the number of beams of the region R (C) of interest by the number of alternating stages. Here, when a remainder occurs, the calculation function 162 calculates the number of divisions of the region of interest R (C) by moving up the remainder. In the example shown in FIG. 6, the arithmetic function 162 divides the number of beams “12” of the region of interest R (C) by the number of alternating stages “4” to obtain the number of divisions “3” of the region of interest R (C). calculate.

そして、演算機能１６２は、領域Ｒ（Ｃ０）の受信エコーａ０の収集に要する所要時間ｔを算出する。ここで、領域Ｒ（Ｃ０）の受信エコーａ０に含まれるビーム本数は「４本」である。各ビームの送受信にかかる時間は音響ＰＲＦの逆数「ｆ−Ｉｎｖ」に対応するので、演算機能１６２は、音響ＰＲＦの逆数「ｆ−Ｉｎｖ」とビーム本数「４本」とを乗算することにより、所要時間ｔを算出する。なお、所要時間ｔは、各受信エコーａ０〜ａ５で収集されるビーム本数が同一であれば、同一の値となる。言い換えると、所要時間ｔは、複数の走査線（ビーム）を走査するために最低限必要な時間に対応する。 Then, the calculation function 162 calculates the time t required for collecting the received echo a0 in the area R (C0). Here, the number of beams included in the received echo a0 in the region R (C0) is "4". Since the time required for transmission and reception of each beam corresponds to the reciprocal "f-Inv" of the acoustic PRF, the arithmetic function 162 multiplies the reciprocal "f-Inv" of the acoustic PRF by the number of beams "4". The required time t is calculated. The required time t has the same value if the number of beams collected by each of the received echoes a0 to a5 is the same. In other words, the required time t corresponds to the minimum time required to scan a plurality of scanning lines (beams).

そして、演算機能１６２は、繰り返し周期Ｔと所要時間ｔとに基づいて、待機時間Δｔを算出する。ここで、待機時間Δｔは、パケットの最後のビームの送受信が完了してから、次のパケットの最初のビームの送受信が開始されるまでの間の時間に対応する。つまり、待機時間Δｔは、例えば、受信エコーａ０のビーム位置ｂ３の送受信が実行されてから、受信エコーａ１のビーム位置ｂ０の送受信が実行されるまでの時間に対応する。このため、演算機能１６２は、繰り返し周期Ｔから所要時間ｔを減算することで、待機時間Δｔを算出する。言い換えると、待機時間Δｔは、先立つ第１のスキャン（カラードプラモードスキャン）が終了してから次の第１のスキャンが開始するまでの時間に対応する。また、繰り返し周期Tは、所要時間ｔと待機時間Δｔを含む。また、待機時間Δｔは、繰り返し周期Tと所要時間ｔの間の差分により取得される。 Then, the calculation function 162 calculates the waiting time Δt based on the repetition period T and the required time t. Here, the waiting time Δt corresponds to the time from the completion of transmission / reception of the last beam of the packet to the start of transmission / reception of the first beam of the next packet. That is, the standby time Δt corresponds to, for example, the time from the transmission / reception of the beam position b3 of the received echo a0 to the execution of the transmission / reception of the beam position b0 of the received echo a1. Therefore, the calculation function 162 calculates the waiting time Δt by subtracting the required time t from the repetition period T. In other words, the waiting time Δt corresponds to the time from the end of the preceding first scan (color Doppler mode scan) to the start of the next first scan. Further, the repetition period T includes a required time t and a waiting time Δt. Further, the waiting time Δt is acquired by the difference between the repetition period T and the required time t.

このように、演算機能１６２は、待機時間Δｔを算出する。そして、演算機能１６２は、算出した待機時間Δｔで送受信可能なＢモードスキャンのビーム本数を算出する。例えば、演算機能１６２は、算出した待機時間Δｔと、Ｂモードスキャンの領域Ｒ（Ｂ）の下端までの送受信に要する時間とに基づいて、待機時間Δｔ内に送受信可能なＢモードスキャンのビーム本数を算出する。 In this way, the calculation function 162 calculates the waiting time Δt. Then, the calculation function 162 calculates the number of beams of the B mode scan that can be transmitted and received with the calculated standby time Δt. For example, the calculation function 162 has the number of beams of the B mode scan that can be transmitted and received within the waiting time Δt based on the calculated waiting time Δt and the time required for transmission and reception to the lower end of the B mode scan area R (B). Is calculated.

そして、演算機能１６２は、算出した各種パラメータに基づいて、スキャン条件を決定する。具体的には、演算機能１６２は、算出した各受信エコーの待機時間Δｔに対して、算出したビーム本数のＢモードスキャンを順次割り当てることで、各受信エコーの後に走査されるＢモードの領域Ｒ（Ｂ０）〜Ｒ（Ｂ１７）を決定する。 Then, the calculation function 162 determines the scan conditions based on the calculated parameters. Specifically, the calculation function 162 sequentially assigns the calculated number of beam B-mode scans to the calculated waiting time Δt of each received echo, so that the B-mode region R scanned after each received echo is performed. (B0) to R (B17) are determined.

このように、演算機能１６２は、カラードプラモードスキャン及びＢモードスキャンの各領域の走査順序を決定する。演算機能１６２は、決定した走査順序で各領域を走査するように、スキャン条件を設定する。そして、演算機能１６２は、設定したスキャン条件に基づいて、送受信回路１１０に超音波走査を実行させる。これにより、例えば、送受信回路１１０は、図５に示した走査順序でカラードプラモードスキャン及びＢモードスキャンの各領域の走査を実行する。 In this way, the calculation function 162 determines the scanning order of each region of the color Doppler mode scan and the B mode scan. The calculation function 162 sets the scanning conditions so as to scan each area in the determined scanning order. Then, the calculation function 162 causes the transmission / reception circuit 110 to perform ultrasonic scanning based on the set scanning conditions. As a result, for example, the transmission / reception circuit 110 scans each region of the color Doppler mode scan and the B mode scan in the scanning order shown in FIG.

なお、図６は、一例に過ぎない。例えば、図６では、関心領域Ｒ（Ｃ）の分割数の算出において、余りが生じない場合を説明したが、実施形態はこれに限定されるものではない。なお、余りが生じる場合の処理については、第１の実施形態の変形例１として後述する。 Note that FIG. 6 is only an example. For example, in FIG. 6, a case where a remainder does not occur in the calculation of the number of divisions of the region of interest R (C) has been described, but the embodiment is not limited to this. The process when a remainder is generated will be described later as a modification 1 of the first embodiment.

また、例えば、上記の説明では、スキャン条件が設定されるごとに、演算機能１６２が待機時間を算出する場合を説明したが、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、演算機能１６２は、必ずしも待機時間を算出しなくてもよい。例えば、演算機能１６２は、予め算出された待機時間を取得してもよい。一例としては、演算機能１６２は、特定のスキャン条件に応じて予め算出された待機時間が記憶されたテーブルから、待機時間を取得しても良い。具体例を挙げると、撮像部位ごとにスキャン条件（上述した繰り返し周期や所要時間を含む）が予め設定される場合には、演算機能１６２は、各撮像部位のスキャン条件に応じて待機時間を予め算出し、算出した待機時間を撮像部位ごとに対応づけてテーブルに記憶させる。そして、演算機能１６２は、スキャン対象となる撮像部位が指定されると、指定された撮像部位に対応する待機時間をテーブルから読み出す。そして、例えば、演算機能１６２は、読み出した待機時間を用いて、カラードプラモードスキャン及びＢモードスキャンの各領域の走査順序を決定する。言い換えると、演算機能１６２は、待機時間を取得する取得部として機能する。 Further, for example, in the above description, the case where the calculation function 162 calculates the waiting time each time the scan condition is set has been described, but the embodiment is not limited to this. For example, the calculation function 162 does not necessarily have to calculate the waiting time. For example, the calculation function 162 may acquire the waiting time calculated in advance. As an example, the calculation function 162 may acquire the waiting time from a table in which the waiting time calculated in advance according to a specific scan condition is stored. To give a specific example, when scan conditions (including the above-mentioned repetition cycle and required time) are preset for each imaging site, the calculation function 162 sets a standby time in advance according to the scan conditions of each imaging site. It is calculated, and the calculated waiting time is stored in the table in association with each imaging site. Then, when the imaging region to be scanned is designated, the calculation function 162 reads the waiting time corresponding to the designated imaging region from the table. Then, for example, the arithmetic function 162 determines the scanning order of each region of the color Doppler mode scan and the B mode scan by using the read standby time. In other words, the calculation function 162 functions as an acquisition unit for acquiring the waiting time.

図７は、第１の実施形態に係る処理回路１６０の処理手順を示すフローチャートである。図７に示す処理手順は、例えば、設定機能１６１が流速レンジを設定した場合に開始される。 FIG. 7 is a flowchart showing a processing procedure of the processing circuit 160 according to the first embodiment. The processing procedure shown in FIG. 7 is started, for example, when the setting function 161 sets the flow velocity range.

ステップＳ１０１において、設定機能１６１が流速レンジを設定したか否かを判定する。ここで、設定機能１６１が流速レンジを設定すると（ステップＳ１０１肯定）、処理回路１６０は、ステップＳ１０２以降の処理を開始する。なお、ステップＳ１０１が否定される場合には、ステップＳ１０２以降の処理は開始されず、処理回路１６０の各処理機能は待機状態である。 In step S101, it is determined whether or not the setting function 161 has set the flow velocity range. Here, when the setting function 161 sets the flow velocity range (affirmation in step S101), the processing circuit 160 starts the processing in steps S102 and subsequent steps. If step S101 is denied, the processing after step S102 is not started, and each processing function of the processing circuit 160 is in a standby state.

ステップＳ１０１が肯定されると、ステップＳ１０２において、演算機能１６２は、音響ＰＲＦを算出する。例えば、演算機能１６２は、カラードプラモードスキャンの関心領域Ｒ（Ｃ）の下端の位置（深さ）と、超音波の受信周波数とに基づいて、音響ＰＲＦを算出する。 If step S101 is affirmed, in step S102, the arithmetic function 162 calculates the acoustic PRF. For example, the calculation function 162 calculates the acoustic PRF based on the position (depth) of the lower end of the region of interest R (C) of the color Doppler mode scan and the reception frequency of the ultrasonic wave.

ステップＳ１０３において、演算機能１６２は、カラードプラモードスキャンの繰り返し周期Ｔを算出する。例えば、演算機能１６２は、設定機能１６１によって設定された流速レンジの最大検出流速に基づいて、繰り返し周期Ｔを算出する。 In step S103, the calculation function 162 calculates the repetition cycle T of the color Doppler mode scan. For example, the calculation function 162 calculates the repetition period T based on the maximum detected flow velocity in the flow velocity range set by the setting function 161.

ステップＳ１０４において、演算機能１６２は、交互スキャンの交互段数を算出する。ここで、交互段数は、各領域Ｒ（Ｃ０）〜Ｒ（Ｃ２）に含まれるビーム本数に対応する。例えば、演算機能１６２は、繰り返し周期Ｔと音響ＰＲＦとに基づいて、交互スキャンの交互段数を算出する。 In step S104, the calculation function 162 calculates the number of alternating stages of the alternate scan. Here, the number of alternating stages corresponds to the number of beams included in each region R (C0) to R (C2). For example, the arithmetic function 162 calculates the number of alternating stages of alternating scans based on the repetition period T and the acoustic PRF.

ステップＳ１０５において、演算機能１６２は、カラードプラモードスキャンの関心領域Ｒ（Ｃ）の分割数を算出する。例えば、演算機能１６２は、関心領域Ｒ（Ｃ）のビーム本数を交互段数で除算することで、関心領域Ｒ（Ｃ）の分割数を算出する。 In step S105, the calculation function 162 calculates the number of divisions of the region of interest R (C) of the color Doppler mode scan. For example, the calculation function 162 calculates the number of divisions of the region R (C) of interest by dividing the number of beams of the region R (C) of interest by the number of alternating stages.

ステップＳ１０６において、演算機能１６２は、パケットを構成する各受信エコーの収集に要する所要時間ｔを算出する。例えば、演算機能１６２は、音響ＰＲＦの逆数「ｆ−Ｉｎｖ」と交互段数（ビーム本数）とを乗算することにより、所要時間ｔを算出する。 In step S106, the calculation function 162 calculates the time t required for collecting each received echo constituting the packet. For example, the calculation function 162 calculates the required time t by multiplying the reciprocal “f-Inv” of the acoustic PRF by the number of alternating stages (number of beams).

ステップＳ１０７において、演算機能１６２は、繰り返し周期Ｔと所要時間ｔとに基づいて、待機時間Δｔを算出する。例えば、演算機能１６２は、繰り返し周期Ｔから所要時間ｔを減算することで、待機時間Δｔを算出する。 In step S107, the calculation function 162 calculates the waiting time Δt based on the repetition period T and the required time t. For example, the calculation function 162 calculates the waiting time Δt by subtracting the required time t from the repetition period T.

ステップＳ１０８において、演算機能１６２は、待機時間Δｔで送受信可能なＢモードスキャンのビーム本数を算出する。例えば、演算機能１６２は、算出した待機時間Δｔと、Ｂモードスキャンの領域Ｒ（Ｂ）の下端までの送受信に要する時間とに基づいて、待機時間Δｔ内に送受信可能なＢモードスキャンのビーム本数を算出する。 In step S108, the calculation function 162 calculates the number of beams of the B mode scan that can be transmitted and received with the standby time Δt. For example, the calculation function 162 has the number of beams of the B mode scan that can be transmitted and received within the waiting time Δt based on the calculated waiting time Δt and the time required for transmission and reception to the lower end of the B mode scan area R (B). Is calculated.

ステップＳ１０９において、演算機能１６２は、算出した各種パラメータに基づいて、スキャン条件を決定する。例えば、演算機能１６２は、算出した各受信エコーの待機時間Δｔに対して、算出したビーム本数のＢモードスキャンを順次割り当てることで、各受信エコーの後に走査されるＢモードの領域Ｒ（Ｂ０）〜Ｒ（Ｂ１７）を決定する。そして、
演算機能１６２は、決定した走査順序で各領域を走査するように、スキャン条件を設定する。この結果、送受信回路１１０は、スキャン条件に設定された走査順序でカラードプラモードスキャン及びＢモードスキャンの各領域の走査を実行する。 In step S109, the calculation function 162 determines the scan conditions based on the calculated parameters. For example, the calculation function 162 sequentially assigns the calculated number of beam B-mode scans to the calculated waiting time Δt of each received echo, so that the B-mode region R (B0) scanned after each received echo is scanned. ~ R (B17) is determined. And
The calculation function 162 sets the scanning conditions so as to scan each area in the determined scanning order. As a result, the transmission / reception circuit 110 scans each region of the color Doppler mode scan and the B mode scan in the scanning order set in the scanning conditions.

上述してきたように、第１の実施形態に係る超音波診断装置１において、送受信回路１１０は、カラードプラモードスキャンを繰り返し実行する。画像処理回路１３０は、カラードプラモードスキャンにより収集された反射波データ（受信エコー）に基づいて、カラードプラ画像Ｉ（Ｃ）を生成する。演算機能１６２は、カラードプラモードスキャンの繰り返し周期Ｔ、及び、カラードプラモードスキャンの所要時間ｔとに基づいて、カラードプラモードスキャンの待機時間Δｔを算出する。送受信回路１１０は、演算機能１６２が算出した待機時間Δｔにおいて、Ｂモードスキャンを実行する。このため、第１の実施形態に係る超音波診断装置１は、カラードプラ画像Ｉ（Ｃ）を高フレームレートで表示することができる。 As described above, in the ultrasonic diagnostic apparatus 1 according to the first embodiment, the transmission / reception circuit 110 repeatedly executes the color Doppler mode scan. The image processing circuit 130 generates a color Doppler image I (C) based on the reflected wave data (received echo) collected by the color Doppler mode scan. The calculation function 162 calculates the waiting time Δt for the color Doppler mode scan based on the repetition cycle T for the color Doppler mode scan and the required time t for the color Doppler mode scan. The transmission / reception circuit 110 executes the B mode scan in the standby time Δt calculated by the arithmetic function 162. Therefore, the ultrasonic diagnostic apparatus 1 according to the first embodiment can display the color Doppler image I (C) at a high frame rate.

例えば、ＣＦＭ法において、低流速の血流を観察する場合には、操作者は、流速レンジの最大検出流速を低流速に設定する。この場合、低流速での血流情報の画像化を実現するには、繰り返し周期Ｔが大きくなるため、従来のＣＦＭ法ではフレームレートが低下していた。これに対して、第１の実施形態に係る超音波診断装置１は、繰り返し周期Ｔが大きくなることにより生じた待機時間Δｔの間に、Ｂモードスキャンを実行する。このため、超音波診断装置１は、例えば、カラードプラ画像を低流速で表示する場合にも、フレームレートの低下を抑制することが可能となる。 For example, in the CFM method, when observing a low flow velocity blood flow, the operator sets the maximum detected flow velocity in the flow velocity range to a low flow velocity. In this case, in order to realize the imaging of blood flow information at a low flow velocity, the repetition period T becomes large, so that the frame rate is lowered in the conventional CFM method. On the other hand, the ultrasonic diagnostic apparatus 1 according to the first embodiment executes the B mode scan during the waiting time Δt caused by the increase in the repetition period T. Therefore, the ultrasonic diagnostic apparatus 1 can suppress a decrease in the frame rate even when displaying a color Doppler image at a low flow velocity, for example.

また、例えば、パケットを一時的に格納するメモリ容量に限界があるため、交互スキャンの交互段数を下げざるを得ない場合があった。この場合、同じ関心領域Ｒ（Ｃ）のスキャンを行うためには、領域の分割数を上げることとなるため、従来のＣＦＭ法ではフレームレートが低下していた。これに対して、第１の実施形態に係る超音波診断装置１は、交互段数の低下に伴う所要時間ｔの低下により生じた待機時間Δｔの間に、Ｂモードスキャンを実行する。このため、超音波診断装置１は、例えば、メモリ容量が制限される場合においても、フレームレートを向上させることが可能となる。したがって、超音波診断装置１は、超音波画像の視認性を向上させることができる。 Further, for example, since the memory capacity for temporarily storing packets is limited, there is a case where the number of alternating stages of alternate scanning has to be reduced. In this case, in order to scan the same region of interest R (C), the number of divisions of the region is increased, so that the frame rate is lowered in the conventional CFM method. On the other hand, the ultrasonic diagnostic apparatus 1 according to the first embodiment executes the B mode scan during the waiting time Δt caused by the decrease in the required time t due to the decrease in the number of alternating stages. Therefore, the ultrasonic diagnostic apparatus 1 can improve the frame rate even when the memory capacity is limited, for example. Therefore, the ultrasonic diagnostic apparatus 1 can improve the visibility of the ultrasonic image.

また、例えば、第１の実施形態に係る超音波診断装置１は、カラードプラモードスキャン及びＢモードスキャンを、同一のフレームレートで実行する。このため、超音波診断装置１は、カラードプラモードスキャン及びＢモードスキャンのスキャン条件を適宜設定することができるので、スキャン条件の自由度を高めることができる。 Further, for example, the ultrasonic diagnostic apparatus 1 according to the first embodiment executes a color Doppler mode scan and a B mode scan at the same frame rate. Therefore, the ultrasonic diagnostic apparatus 1 can appropriately set the scan conditions for the color Doppler mode scan and the B mode scan, so that the degree of freedom of the scan conditions can be increased.

（第１の実施形態の変形例１）
第１の実施形態では、関心領域Ｒ（Ｃ）の分割数の算出において、余りが生じない場合を説明したが、余りが生じる場合もある。そこで、分割数の算出において余りが生じる場合の処理について説明する。 (Modification 1 of the first embodiment)
In the first embodiment, the case where the remainder does not occur in the calculation of the number of divisions of the region of interest R (C) has been described, but the remainder may occur. Therefore, the processing when a remainder occurs in the calculation of the number of divisions will be described.

図８は、第１の実施形態の変形例１に係る送受信回路１１０により走査される領域について説明するための図である。図８には、カラードプラ画像データが収集される関心領域Ｒ（Ｃ）を例示する。ここで、図８に示す関心領域Ｒ（Ｃ）は、各ビーム位置ｂ０〜ｂ９で送受信される１０本のビーム（走査線）により構成される。 FIG. 8 is a diagram for explaining a region scanned by the transmission / reception circuit 110 according to the first modification of the first embodiment. FIG. 8 illustrates an area of interest R (C) in which color Doppler image data is collected. Here, the region of interest R (C) shown in FIG. 8 is composed of 10 beams (scanning lines) transmitted and received at each beam positions b0 to b9.

図９は、第１の実施形態の変形例１に係る演算機能１６２による待機時間の算出処理を説明するための図である。図９において、縦軸は時間に対応し、横軸はカラードプラモードスキャンのビーム位置に対応する。なお、図９では、説明の都合上、並列同時受信を行わない場合を例示する。また、図９では、図８に示した関心領域Ｒ（Ｃ）における待機時間の算出処理を説明する。なお、図９において、音響ＰＲＦ、繰り返し周期Ｔ、及び交互段数を算出する処理は、図６の説明と同様である。 FIG. 9 is a diagram for explaining a waiting time calculation process by the calculation function 162 according to the first modification of the first embodiment. In FIG. 9, the vertical axis corresponds to time and the horizontal axis corresponds to the beam position of the color Doppler mode scan. Note that FIG. 9 illustrates a case where parallel simultaneous reception is not performed for convenience of explanation. Further, FIG. 9 describes the process of calculating the waiting time in the region of interest R (C) shown in FIG. In FIG. 9, the process of calculating the acoustic PRF, the repetition period T, and the number of alternating stages is the same as the description of FIG.

図９に示すように、演算機能１６２は、関心領域Ｒ（Ｃ）のビーム本数「１０本」を交互段数「４」で除算することで、「２．５」を算出する。ここで、演算機能１６２は、余り（小数点以下の数）が生じる場合には、余りを繰り上げることにより、関心領域Ｒ（Ｃ）の分割数「３」を算出する。 As shown in FIG. 9, the calculation function 162 calculates “2.5” by dividing the number of beams “10” in the region of interest R (C) by the number of alternating stages “4”. Here, when a remainder (number after the decimal point) occurs, the calculation function 162 calculates the number of divisions "3" of the region of interest R (C) by raising the remainder.

ここで、余りが生じる場合には、領域Ｒ（Ｃ０）及び領域Ｒ（Ｃ１）に含まれるビーム本数は「４本」であるが、領域Ｒ（Ｃ２）に含まれるビーム本数は「２本」である。この場合、領域Ｒ（Ｃ０）及び領域Ｒ（Ｃ１）については、所要時間ｔ及び待機時間Δｔは図６の場合と同様に算出可能である。 Here, when a remainder occurs, the number of beams included in the region R (C0) and the region R (C1) is "4", but the number of beams included in the region R (C2) is "2". Is. In this case, for the area R (C0) and the area R (C1), the required time t and the waiting time Δt can be calculated in the same manner as in the case of FIG.

一方、領域Ｒ（Ｃ２）において算出される所要時間ｔ’は、所要時間ｔより短い値となる。具体的には、演算機能１６２は、音響ＰＲＦの逆数「ｆ−Ｉｎｖ」とビーム本数「２本」とを乗算することにより、所要時間ｔ’を算出する。 On the other hand, the required time t'calculated in the region R (C2) is shorter than the required time t. Specifically, the calculation function 162 calculates the required time t'by multiplying the reciprocal "f-Inv" of the acoustic PRF and the number of beams "2".

このように、領域Ｒ（Ｃ２）については、所要時間ｔ’が所要時間ｔより短くなる一方で、繰り返し周期Ｔは領域Ｒ（Ｃ０）及び領域Ｒ（Ｃ１）の場合と同じである。つまり、領域Ｒ（Ｃ２）における待機時間Δｔ’は、待機時間Δｔよりも長くなる。具体的には、演算機能１６２は、繰り返し周期Ｔから所要時間ｔ’を減算することで、待機時間Δｔ’を算出する。 As described above, for the region R (C2), the required time t'is shorter than the required time t, while the repetition period T is the same as for the region R (C0) and the region R (C1). That is, the waiting time Δt'in the region R (C2) is longer than the waiting time Δt. Specifically, the calculation function 162 calculates the waiting time Δt'by subtracting the required time t'from the repetition period T.

そして、演算機能１６２は、算出した待機時間Δｔ’で送受信可能なＢモードスキャンのビーム本数を算出する。このビーム本数は、待機時間Δｔで送受信可能なビーム本数よりも増加するため、より広い領域を走査可能となる。図９に示す例では、待機時間Δｔ’で走査される領域Ｒ（Ｂ１２）及び領域Ｒ（Ｂ１３）は、待機時間Δｔで走査される領域Ｒ（Ｂ１１）よりも拡大することが可能となる。 Then, the calculation function 162 calculates the number of beams of the B mode scan that can be transmitted / received with the calculated standby time Δt'. Since the number of beams is larger than the number of beams that can be transmitted and received with the standby time Δt, it is possible to scan a wider area. In the example shown in FIG. 9, the region R (B12) and the region R (B13) scanned with the waiting time Δt'can be expanded more than the region R (B11) scanned with the waiting time Δt.

このように、関心領域Ｒ（Ｃ）の分割数の算出において、余りが生じる場合には、他の領域より交互段数が少ない領域が存在する。この場合、交互段数が少ない領域では、待機時間Δｔ’が長くなる結果、待機時間Δｔ’で走査されるＢモードスキャンの領域を拡大することが可能となる。 As described above, in the calculation of the number of divisions of the region R (C) of interest, when a remainder occurs, there is a region having a smaller number of alternating stages than the other regions. In this case, in the region where the number of alternating stages is small, the waiting time Δt'becomes long, and as a result, the region of the B mode scan scanned by the waiting time Δt'can be expanded.

（第１の実施形態の変形例２）
第１の実施形態では、カラードプラモードスキャンの間に生じる全ての待機時間Δｔでは走査しきれない場合を説明したが、全ての待機時間Δｔ内にＢモードスキャンが完了する場合もある。このような場合には、必ずしもＢモードスキャンの領域Ｒ（Ｂ９９）が存在するとは限らない。 (Modification 2 of the first embodiment)
In the first embodiment, the case where scanning cannot be completed with all the waiting times Δt generated during the color Doppler mode scan has been described, but the B mode scan may be completed within all the waiting times Δt. In such a case, the area R (B99) of the B mode scan does not always exist.

図１０は、第１の実施形態の変形例２に係る送受信回路１１０により走査される領域について説明するための図である。図１０には、Ｂモード画像データが収集される領域Ｒ（Ｂ）を例示する。 FIG. 10 is a diagram for explaining a region scanned by the transmission / reception circuit 110 according to the second modification of the first embodiment. FIG. 10 illustrates a region R (B) in which B-mode image data is collected.

図１０に示すように、送受信回路１１０は、１フレーム分のＢモードデータを収集するために、領域Ｒ（Ｂ）のＢモードスキャンを実行する。例えば、送受信回路１１０は、領域Ｒ（Ｂ）を１７領域に分割して走査する。具体的には、送受信回路１１０は、領域Ｒ（Ｂ０）、領域Ｒ（Ｂ１）、領域Ｒ（Ｂ２）、領域Ｒ（Ｂ３）、領域Ｒ（Ｂ４）、領域Ｒ（Ｂ５）、領域Ｒ（Ｂ６）、領域Ｒ（Ｂ７）、領域Ｒ（Ｂ８）、領域Ｒ（Ｂ９）、領域Ｒ（Ｂ１０）、領域Ｒ（Ｂ１１）、領域Ｒ（Ｂ１２）、領域Ｒ（Ｂ１３）、領域Ｒ（Ｂ１４）、領域Ｒ（Ｂ１５）、及び領域Ｒ（Ｂ１６）に分割して、領域Ｒ（Ｂ）のＢモードスキャンを実行する。 As shown in FIG. 10, the transmission / reception circuit 110 executes a B-mode scan of the area R (B) in order to collect B-mode data for one frame. For example, the transmission / reception circuit 110 divides the area R (B) into 17 areas for scanning. Specifically, the transmission / reception circuit 110 includes a region R (B0), a region R (B1), a region R (B2), a region R (B3), a region R (B4), a region R (B5), and a region R (B6). ), Region R (B7), Region R (B8), Region R (B9), Region R (B10), Region R (B11), Region R (B12), Region R (B13), Region R (B14), The area R (B15) and the area R (B16) are divided, and the B mode scan of the area R (B) is executed.

このように、送受信回路１１０は、図２に例示した１フレーム分の表示画像を表示させるために、各領域Ｒ（Ｃ０）〜Ｒ（Ｃ２）のカラードプラモードスキャンと、各領域Ｒ（Ｂ０）〜Ｒ（Ｂ１６）のＢモードスキャンとを実行する。言い換えると、演算機能１６２は、Ｂモードスキャンに要する時間がカラードプラモードスキャンの全ての待機時間よりも小さい場合には、その待機時間内にＢモードスキャンが実行されない時間を設定する。 In this way, the transmission / reception circuit 110 performs color Doppler mode scan of each area R (C0) to R (C2) and each area R (B0) in order to display the display image for one frame illustrated in FIG. ~ R (B16) B mode scan is executed. In other words, when the time required for the B mode scan is smaller than all the waiting times of the color Doppler mode scan, the calculation function 162 sets the time during which the B mode scan is not executed within the waiting time.

（第２の実施形態）
上記の実施形態では、フレームレートを向上させることにより超音波画像の視認性を向上させる場合を説明したが、実施形態はこれに限定されるものではなく、例えば、超音波画像の画質を向上させることにより超音波画像の視認性を向上させる場合であってもよい。そこで、第２の実施形態では、超音波画像の画質を向上させることにより超音波画像の視認性を向上させる場合を説明する。 (Second Embodiment)
In the above embodiment, the case where the visibility of the ultrasonic image is improved by improving the frame rate has been described, but the embodiment is not limited to this, and for example, the image quality of the ultrasonic image is improved. This may be the case to improve the visibility of the ultrasonic image. Therefore, in the second embodiment, a case where the visibility of the ultrasonic image is improved by improving the image quality of the ultrasonic image will be described.

図１１は、第２の実施形態に係る超音波診断装置２の構成例を示すブロック図である。図１１に示すように、第２の実施形態に係る超音波診断装置２は、超音波プローブ２０１と、入力装置２０２と、ディスプレイ２０３と、装置本体２００とを有する。超音波プローブ２０１、入力装置２０２、及びディスプレイ２０３は、装置本体２００と通信可能に接続される。なお、被検体Ｐは、超音波診断装置２の構成に含まれない。 FIG. 11 is a block diagram showing a configuration example of the ultrasonic diagnostic apparatus 2 according to the second embodiment. As shown in FIG. 11, the ultrasonic diagnostic apparatus 2 according to the second embodiment includes an ultrasonic probe 201, an input device 202, a display 203, and an apparatus main body 200. The ultrasonic probe 201, the input device 202, and the display 203 are communicably connected to the device main body 200. The subject P is not included in the configuration of the ultrasonic diagnostic apparatus 2.

ここで、超音波プローブ２０１、入力装置２０２、及びディスプレイ２０３は、図１に示した超音波プローブ１０１、入力装置１０２、及びディスプレイ１０３とそれぞれ同様であるので、説明を省略する。 Here, since the ultrasonic probe 201, the input device 202, and the display 203 are the same as the ultrasonic probe 101, the input device 102, and the display 103 shown in FIG. 1, the description thereof will be omitted.

装置本体２００は、超音波プローブ２０１が受信した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。装置本体２００は、図１１に例示するように、送受信回路２１０と、信号処理回路２２０と、画像処理回路２３０と、画像メモリ２４０と、記憶回路２５０と、処理回路２６０とを備える。送受信回路２１０、信号処理回路２２０、画像処理回路２３０、画像メモリ２４０、記憶回路２５０、及び処理回路２６０は、互いに通信可能に接続される。 The device main body 200 is a device that generates ultrasonic image data based on the reflected wave signal received by the ultrasonic probe 201. As illustrated in FIG. 11, the apparatus main body 200 includes a transmission / reception circuit 210, a signal processing circuit 220, an image processing circuit 230, an image memory 240, a storage circuit 250, and a processing circuit 260. The transmission / reception circuit 210, the signal processing circuit 220, the image processing circuit 230, the image memory 240, the storage circuit 250, and the processing circuit 260 are communicatively connected to each other.

ここで、送受信回路２１０、信号処理回路２２０、画像処理回路２３０、画像メモリ２４０、及び記憶回路２５０は、図１に示した送受信回路１１０、信号処理回路１２０、画像処理回路１３０、画像メモリ１４０、及び記憶回路１５０とそれぞれ同様であるので、説明を省略する。 Here, the transmission / reception circuit 210, the signal processing circuit 220, the image processing circuit 230, the image memory 240, and the storage circuit 250 are the transmission / reception circuit 110, the signal processing circuit 120, the image processing circuit 130, and the image memory 140 shown in FIG. And the storage circuit 150 are the same, so the description thereof will be omitted.

処理回路２６０は、図１に示した処理回路１６０と同様に、超音波診断装置２の処理全体を制御する。例えば、処理回路２６０は、入力装置２０２を介して操作者から入力された各種設定要求や、記憶回路２５０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２１０、信号処理回路２２０、及び画像処理回路２３０の処理を制御する。また、例えば、処理回路２６０は、画像メモリ２４０や記憶回路２５０が記憶する超音波画像データを、表示用の超音波画像としてディスプレイ２０３にて表示するよう制御する。例えば、処理回路２６０は、画像処理回路２３０によって生成されたカラードプラ画像データを、表示用のカラードプラ画像としてディスプレイ２０３に表示させる。また、例えば、処理回路２６０は、画像処理回路２３０によって生成されたＢモードデータを、表示用のＢモード画像としてディスプレイ２０３に表示させる。 The processing circuit 260 controls the entire processing of the ultrasonic diagnostic apparatus 2 in the same manner as the processing circuit 160 shown in FIG. For example, the processing circuit 260 has a transmission / reception circuit 210, a signal processing circuit 220, and a signal processing circuit 220 based on various setting requests input from the operator via the input device 202, various control programs and various data read from the storage circuit 250. It controls the processing of the image processing circuit 230. Further, for example, the processing circuit 260 controls the display 203 to display the ultrasonic image data stored in the image memory 240 and the storage circuit 250 as an ultrasonic image for display. For example, the processing circuit 260 causes the color Doppler image data generated by the image processing circuit 230 to be displayed on the display 203 as a color Doppler image for display. Further, for example, the processing circuit 260 causes the B mode data generated by the image processing circuit 230 to be displayed on the display 203 as a B mode image for display.

第２の実施形態に係る処理回路２６０は、制御機能２６１を実行する。ここで、処理回路２６０の構成要素である制御機能２６１が実行する処理機能は、例えば、コンピュータによって実行可能なプログラムの形態で記憶回路２５０に記録されている。処理回路２６０は、各プログラムを記憶回路２５０から読み出し、実行することで各プログラムに対応する機能を実現するプロセッサである。なお、ここで言う「プロセッサ」という文言は、第１の実施形態にて説明した「プロセッサ」と同義である。 The processing circuit 260 according to the second embodiment executes the control function 261. Here, the processing function executed by the control function 261 which is a component of the processing circuit 260 is recorded in the storage circuit 250 in the form of a program that can be executed by a computer, for example. The processing circuit 260 is a processor that realizes a function corresponding to each program by reading each program from the storage circuit 250 and executing the program. The word "processor" referred to here is synonymous with the "processor" described in the first embodiment.

第２の実施形態に係る制御機能２６１は、先立つスキャンが終了してから次のスキャンが開始するまでの時間に対応する待機時間の長さに応じたエネルギーの超音波でスキャンが実行されるように、送受信回路２１０を制御する。また、制御機能２６１は、待機時間に、振動素子を含む超音波プローブ２０１に含まれる電子回路に供給される電力を低減させる。 The control function 261 according to the second embodiment is such that the scan is executed by ultrasonic waves having energy corresponding to the length of the waiting time corresponding to the time from the end of the previous scan to the start of the next scan. In addition, the transmission / reception circuit 210 is controlled. Further, the control function 261 reduces the electric power supplied to the electronic circuit included in the ultrasonic probe 201 including the vibrating element during the standby time.

例えば、制御機能２６１は、スキャンを実行しない時間を待機時間として設定し、設定した待機時間の長さに応じたエネルギーの超音波でスキャンを実行させる。また、例えば、制御機能２６１は、待機時間に、スキャンを行う超音波プローブ２０１に含まれる電子回路に供給される電力を低減させる。 For example, the control function 261 sets a time during which the scan is not executed as a standby time, and causes the scan to be executed with ultrasonic waves having energy corresponding to the length of the set standby time. Further, for example, the control function 261 reduces the power supplied to the electronic circuit included in the ultrasonic probe 201 that performs scanning during the standby time.

図１２Ａ及び図１２Ｂは、第２の実施形態に係る制御機能２６１の処理を説明するための図である。図１２Ａには、制御機能２６１の処理により実行されるスキャンのタイミングチャートを例示する。また、図１２Ｂには、制御機能２６１の処理が適用されない場合のタイミングチャートを例示する。なお、図１２Ａ及び図１２Ｂでは、スキャンの一例として、Ｂモードスキャンが実行される場合を説明する。 12A and 12B are diagrams for explaining the processing of the control function 261 according to the second embodiment. FIG. 12A illustrates a timing chart of the scan executed by the processing of the control function 261. Further, FIG. 12B illustrates a timing chart when the processing of the control function 261 is not applied. In addition, in FIG. 12A and FIG. 12B, the case where the B mode scan is executed will be described as an example of the scan.

図１２Ａに示すように、例えば、制御機能２６１は、各フレームのスキャンの間に、スキャンを実行しない待機時間をそれぞれ設定する。図１２Ａに示す例では、制御機能２６１は、Ｎ−１フレーム目のスキャンとＮフレーム目のスキャンとの間に、待機時間を設定する。また、制御機能２６１は、Ｎフレーム目のスキャンとＮ＋１フレーム目のスキャンとの間に、待機時間を設定する。また、制御機能２６１は、Ｎ＋１フレーム目のスキャンとＮ＋２フレーム目のスキャン（図示せず）との間に、待機時間を設定する。 As shown in FIG. 12A, for example, the control function 261 sets a waiting time during which the scan is not executed between the scans of each frame. In the example shown in FIG. 12A, the control function 261 sets a waiting time between the scan of the N-1th frame and the scan of the Nth frame. Further, the control function 261 sets a waiting time between the scan of the Nth frame and the scan of the N + 1th frame. Further, the control function 261 sets a waiting time between the scan of the N + 1 frame and the scan of the N + 2 frame (not shown).

ここで、各フレームのスキャンに要する所要時間が「Ｔｓ」秒であり、待機時間が「Ｔｗ」秒である場合には、各フレームの時間間隔（フレームレートの逆数に相当）は「Ｔｆ＝Ｔｓ＋Ｔｗ」となる。 Here, when the time required for scanning each frame is "Ts" seconds and the waiting time is "Tw" seconds, the time interval of each frame (corresponding to the reciprocal of the frame rate) is "Tf = Ts + Tw". ".

そして、制御機能２６１は、設定した待機時間の長さに応じたエネルギーの超音波で、各フレームのスキャンを実行させる制御（（以下、「エネルギー制御」と表記）を行う。例えば、所要時間「Ｔｓ」の１００％に相当する時間が待機時間「Ｔｗ」として設定された場合には、待機時間は「Ｔｗ＝Ｔｓ」となり、各フレームの時間間隔は「Ｔｆ＝２×Ｔｓ」となる。つまり、待機時間を設定しない場合（図１２Ｂの場合）と比較して各フレームの時間間隔が２倍となる。この場合、制御機能２６１は、待機時間を設定しない場合と比較して、各フレームのスキャンにて送信される超音波のエネルギーを２倍に設定する。具体的には、制御機能２６１は、各スキャンにおいて各振動素子から送信される超音波の音圧（駆動電圧）を２倍に設定する。なお、図１２Ｂでは、待機時間が設定されないので、各フレームの時間間隔「Ｔｆ」は、所要時間「Ｔｓ」と等しい（Ｔｆ＝Ｔｓ）。 Then, the control function 261 controls to execute scanning of each frame by ultrasonic waves of energy corresponding to the length of the set standby time (hereinafter, referred to as “energy control”), for example, the required time “. When the time corresponding to 100% of "Ts" is set as the waiting time "Tw", the waiting time is "Tw = Ts" and the time interval of each frame is "Tf = 2 × Ts". , The time interval of each frame is doubled as compared with the case where the waiting time is not set (in the case of FIG. 12B). In this case, the control function 261 of each frame is compared with the case where the waiting time is not set. The energy of the ultrasonic waves transmitted in the scan is set to be doubled. Specifically, the control function 261 doubles the sound pressure (driving voltage) of the ultrasonic waves transmitted from each vibrating element in each scan. Since the waiting time is not set in FIG. 12B, the time interval “Tf” of each frame is equal to the required time “Ts” (Tf = Ts).

このように、制御機能２６１は、スキャンを実行しない待機時間「Ｔｗ」を設定することで、待機時間に応じて増大されたエネルギーの超音波でスキャンが実行されるように、送受信回路２１０を制御する。これにより、制御機能２６１は、各スキャンにより得られる超音波画像の画質を向上させることが可能となる。したがって、超音波診断装置２は、超音波画像の視認性を向上させることができる。 In this way, the control function 261 controls the transmission / reception circuit 210 so that the scan is executed by the ultrasonic wave of the energy increased according to the standby time by setting the standby time “Tw” that does not execute the scan. To do. As a result, the control function 261 can improve the image quality of the ultrasonic image obtained by each scan. Therefore, the ultrasonic diagnostic apparatus 2 can improve the visibility of the ultrasonic image.

また、制御機能２６１は、待機時間に、超音波プローブ２０１に含まれる電子回路に供給される電力を低減させる制御（以下、「電力制御」と表記）を行う。具体的には、制御機能２６１は、Ｎフレーム目のスキャンが終了した時点で、超音波プローブ２０１に含まれる電子回路に供給される電力を停止させる。そして、制御機能２６１は、Ｎ＋１フレーム目のスキャンが開始される時点で、超音波プローブ２０１に含まれる電子回路に供給される電力を再開させる。 Further, the control function 261 performs control (hereinafter, referred to as “power control”) to reduce the power supplied to the electronic circuit included in the ultrasonic probe 201 during the standby time. Specifically, the control function 261 stops the power supplied to the electronic circuit included in the ultrasonic probe 201 when the scan of the Nth frame is completed. Then, the control function 261 restarts the power supplied to the electronic circuit included in the ultrasonic probe 201 when the scan of the N + 1th frame is started.

このように、制御機能２６１は、待機時間の間、超音波プローブ２０１内の電子回路に供給される電力を完全に断つ。これにより、制御機能２６１は、待機時間の間の温度上昇を抑えることにより、冷却効果を得ることができる。なお、この冷却効果は、例えば、２Ｄアレイプローブのように超音波プローブ２０１内に含まれる電子回路が多いほど効果的である。 In this way, the control function 261 completely cuts off the power supplied to the electronic circuit in the ultrasonic probe 201 during the standby time. As a result, the control function 261 can obtain a cooling effect by suppressing the temperature rise during the standby time. It should be noted that this cooling effect is more effective as the number of electronic circuits contained in the ultrasonic probe 201, such as a 2D array probe, increases.

なお、図１２Ａ及び図１２Ｂはあくまで一例であり、上記の説明に限定されるものではない。例えば、図１２Ａの例では、超音波のエネルギーを２倍に設定する場合を説明したが、実施形態はこれに限定されるものではない。図１２Ａの場合には、超音波のエネルギーは２倍までの任意の倍率に設定可能である。つまり、この場合、超音波のエネルギーは、例えば、１．８倍に設定されても良い。 Note that FIGS. 12A and 12B are merely examples, and are not limited to the above description. For example, in the example of FIG. 12A, the case where the ultrasonic energy is set to be doubled has been described, but the embodiment is not limited to this. In the case of FIG. 12A, the ultrasonic energy can be set to any magnification up to 2 times. That is, in this case, the ultrasonic energy may be set to, for example, 1.8 times.

また、例えば、図１２Ａでは、所要時間「Ｔｓ」の１００％に相当する時間が待機時間「Ｔｗ」として設定される場合を説明したが、実施形態はこれに限定されるものではない。つまり、制御機能２６１は、待機時間「Ｔｗ」と超音波のエネルギーを任意に設定可能である。例えば、制御機能２６１は、所要時間「Ｔｓ」の５０％に相当する時間を待機時間「Ｔｗ」として設定する場合には、超音波のエネルギーを１．５倍までの任意の倍率に設定可能である。また、設定される待機時間「Ｔｗ」の値によっては、制御機能２６１は、超音波のエネルギーを２倍以上の倍率（例えば、３倍、４倍など）に設定することも可能である。例えば、電子回路での発熱が超音波プローブ２０１の発熱の９０％を占め（例えば電子回路で発熱９℃上昇）、音響的な振動子からの発熱が１０％（例えば、音響的な発熱で１℃上昇）であった場合には、停止時間が２倍であれば、電子回路の温度が９℃から４．５℃に下がる。この場合、４．５℃の余裕が生じるので、音響的な発熱を１℃から＋４．５℃、つまり４．５倍の音響パワーで送信することも可能である。 Further, for example, in FIG. 12A, a case where a time corresponding to 100% of the required time “Ts” is set as the waiting time “Tw” has been described, but the embodiment is not limited to this. That is, the control function 261 can arbitrarily set the standby time "Tw" and the energy of the ultrasonic wave. For example, the control function 261 can set the ultrasonic energy to an arbitrary magnification up to 1.5 times when the time corresponding to 50% of the required time "Ts" is set as the standby time "Tw". is there. Further, depending on the value of the waiting time "Tw" to be set, the control function 261 can set the ultrasonic energy to a magnification of 2 times or more (for example, 3 times or 4 times). For example, heat generation in an electronic circuit accounts for 90% of the heat generation of the ultrasonic probe 201 (for example, heat generation in an electronic circuit increases by 9 ° C.), and heat generation from an acoustic transducer is 10% (for example, 1 in acoustic heat generation). If the downtime is doubled, the temperature of the electronic circuit will drop from 9 ° C to 4.5 ° C. In this case, since there is a margin of 4.5 ° C., it is possible to transmit acoustic heat generation from 1 ° C. to + 4.5 ° C., that is, 4.5 times the acoustic power.

また、例えば、図１２Ａでは、超音波の音圧を増大させることで、超音波のエネルギーを増大させる場合を説明したが、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、制御機能２６１は、超音波の音圧以外にも、超音波の周波数や超音波の送信開口（開口幅）を増大させることで超音波のエネルギーを増大させてもよい。図１２Ａの例では、超音波の周波数を２倍に設定しても良いし、送信開口を２倍に設定しても良い。また、制御機能２６１は、超音波の音圧、周波数、及び送信開口を適宜組み合わせて増大させることで、超音波のエネルギーを増大させてもよい。図１２Ａの例では、制御機能２６１は、超音波の音圧、周波数、及び送信開口それぞれを増大させて、これらを合計したエネルギーが待機時間に応じた倍率となるように設定しても良い。 Further, for example, in FIG. 12A, a case where the energy of the ultrasonic wave is increased by increasing the sound pressure of the ultrasonic wave has been described, but the embodiment is not limited to this. For example, the control function 261 may increase the energy of ultrasonic waves by increasing the frequency of ultrasonic waves and the transmission aperture (opening width) of ultrasonic waves in addition to the sound pressure of ultrasonic waves. In the example of FIG. 12A, the frequency of the ultrasonic wave may be set to be doubled, or the transmission aperture may be set to be doubled. Further, the control function 261 may increase the energy of the ultrasonic wave by increasing the sound pressure, frequency, and transmission aperture of the ultrasonic wave in an appropriate combination. In the example of FIG. 12A, the control function 261 may be set to increase the sound pressure, frequency, and transmission aperture of the ultrasonic wave so that the total energy of these is multiplied by the standby time.

また、例えば、図１２Ａでは、待機時間「Ｔｗ」における超音波プローブ２０１への電力供給を完全に断つことで、電子回路の温度上昇を抑える場合を説明したが、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、制御機能２６１は、必ずしも超音波プローブ２０１への電力供給を完全に断たなくてもよい。つまり、制御機能２６１は、超音波プローブ２０１への電力供給を低減させることにより、低減させた電力に応じて発熱を抑制する場合であってもよい。 Further, for example, in FIG. 12A, a case where the temperature rise of the electronic circuit is suppressed by completely cutting off the power supply to the ultrasonic probe 201 during the standby time “Tw” has been described, but the embodiment is limited to this. It's not a thing. For example, the control function 261 does not necessarily have to completely cut off the power supply to the ultrasonic probe 201. That is, the control function 261 may be a case where heat generation is suppressed according to the reduced electric power by reducing the electric power supply to the ultrasonic probe 201.

また、例えば、図１２Ａでは、スキャンの一例として、Ｂモードスキャンが実行される場合を説明したが、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、送受信回路２１０が実行するスキャンは、Ｂモードスキャンに限らず、カラードプラモードスキャンなどの他の種類のスキャンであってもよい。また、送受信回路２１０が実行するスキャンは、単一の種類のスキャンに限らず、例えば、複数の種類のスキャンを組み合わせたスキャンであってもよい。複数の種類のスキャンを組み合わせたスキャンとしては、例えば、第１の実施形態にて説明したように、カラードプラモードスキャンとＢモードスキャンとを組み合わせたスキャンが挙げられる。 Further, for example, in FIG. 12A, a case where a B mode scan is executed is described as an example of the scan, but the embodiment is not limited to this. For example, the scan executed by the transmission / reception circuit 210 is not limited to the B mode scan, and may be another type of scan such as a color Doppler mode scan. Further, the scan executed by the transmission / reception circuit 210 is not limited to a single type of scan, and may be, for example, a scan in which a plurality of types of scans are combined. Examples of the scan in which a plurality of types of scans are combined include a scan in which a color Doppler mode scan and a B mode scan are combined, as described in the first embodiment.

また、例えば、図１２Ａでは、制御機能２６１が、エネルギー制御及び電力制御の２つの制御を実行する場合を説明したが、必ずしも２つの制御は同時に実行されなくてもよい。つまり、制御機能２６１は、エネルギー制御と電力制御のうち、いずれか一方のみを実行する場合であってもよい。 Further, for example, in FIG. 12A, the case where the control function 261 executes two controls of energy control and power control has been described, but the two controls do not necessarily have to be executed at the same time. That is, the control function 261 may execute only one of the energy control and the power control.

すなわち、エネルギー制御を行う場合には、超音波診断装置２は、送受信回路２１０と、画像処理回路２３０と、制御機能２６１とを有する。送受信回路２１０は、被検体Ｐに対するスキャンを、繰り返し実行する。画像処理回路２３０は、スキャンにより収集した反射波データに基づいて、超音波画像を生成する。制御機能２６１は、先立つスキャンが終了してから次のスキャンが開始するまでの時間に対応する待機時間の長さに応じたエネルギーの超音波でスキャンが実行されるように、送受信回路２１０を制御する。 That is, when performing energy control, the ultrasonic diagnostic apparatus 2 has a transmission / reception circuit 210, an image processing circuit 230, and a control function 261. The transmission / reception circuit 210 repeatedly executes a scan on the subject P. The image processing circuit 230 generates an ultrasonic image based on the reflected wave data collected by scanning. The control function 261 controls the transmission / reception circuit 210 so that the scan is executed by ultrasonic waves having energy corresponding to the length of the standby time corresponding to the time from the end of the previous scan to the start of the next scan. To do.

また、電力制御を行う場合には、超音波診断装置２は、送受信回路２１０と、画像処理回路２３０と、制御機能２６１とを有する。送受信回路２１０は、被検体Ｐに対するスキャンを、振動素子を介して、繰り返し実行する。画像処理回路２３０は、スキャンにより収集した反射波データに基づいて、超音波画像を生成する。制御機能２６１は、先立つスキャンが終了してから次のスキャンが開始するまでの時間に対応する待機時間に、振動素子を含む超音波プローブ２０１に含まれる電子回路に供給される電力を低減させる。 Further, when performing power control, the ultrasonic diagnostic apparatus 2 has a transmission / reception circuit 210, an image processing circuit 230, and a control function 261. The transmission / reception circuit 210 repeatedly executes a scan of the subject P via the vibrating element. The image processing circuit 230 generates an ultrasonic image based on the reflected wave data collected by scanning. The control function 261 reduces the power supplied to the electronic circuit included in the ultrasonic probe 201 including the vibrating element during the standby time corresponding to the time from the end of the previous scan to the start of the next scan.

（第２の実施形態の変形例）
上述した第２の実施形態では、制御機能２６１が待機時間を設定する場合を説明したが、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、第１の実施形態にて説明したカラードプラモードスキャンの待機時間Δｔを用いて、制御機能２６１の制御を実行してもよい。 (Modified example of the second embodiment)
In the second embodiment described above, the case where the control function 261 sets the standby time has been described, but the embodiment is not limited to this. For example, the control of the control function 261 may be executed by using the waiting time Δt of the color Doppler mode scan described in the first embodiment.

図１３は、第２の実施形態の変形例に係る超音波診断装置２の構成例を示すブロック図である。第２の実施形態の変形例に係る超音波診断装置２は、図１１に例示した超音波診断装置２と同様の構成を備え、処理回路２６０が設定機能２６２及び演算機能２６３を更に備える点が相違する。なお、設定機能２６２及び演算機能２６３は、図１に例示下設定機能１６１及び演算機能１６２とそれぞれ同様の機能を有するので、説明を省略する。 FIG. 13 is a block diagram showing a configuration example of the ultrasonic diagnostic apparatus 2 according to the modified example of the second embodiment. The ultrasonic diagnostic apparatus 2 according to the modified example of the second embodiment has the same configuration as the ultrasonic diagnostic apparatus 2 illustrated in FIG. 11, and the processing circuit 260 further includes a setting function 262 and a calculation function 263. It's different. Since the setting function 262 and the calculation function 263 have the same functions as the lower setting function 161 and the calculation function 162, respectively, which are illustrated in FIG. 1, description thereof will be omitted.

図１４は、第２の実施形態の変形例に係る制御機能２６１の処理を説明するための図である。図１４には、図３及び図４に例示した領域がスキャンされる際のタイミングチャートを例示する。なお、図１４の上段には、第１の実施形態に係る超音波診断装置１の処理が適用されない場合を例示する。また、図１４の下段には、第１の実施形態に係る超音波診断装置１の処理が適用される場合を例示する。なお、図１４の下段のスキャン順序は、図５及び図６のスキャン順序に対応する。 FIG. 14 is a diagram for explaining the processing of the control function 261 according to the modified example of the second embodiment. FIG. 14 illustrates a timing chart when the regions illustrated in FIGS. 3 and 4 are scanned. The upper part of FIG. 14 illustrates a case where the processing of the ultrasonic diagnostic apparatus 1 according to the first embodiment is not applied. Further, the lower part of FIG. 14 illustrates a case where the processing of the ultrasonic diagnostic apparatus 1 according to the first embodiment is applied. The scan order in the lower part of FIG. 14 corresponds to the scan order of FIGS. 5 and 6.

図１４の上段に示すように、第１の実施形態に係る超音波診断装置１の処理が適用されない場合には、送受信回路２１０は、各フレームにおいて、図３及び図４の各領域を次の順序でスキャンする。つまり、各フレームにおいて、送受信回路２１０は、領域Ｒ（Ｃ０）のカラードプラモードスキャンを実行した後に、領域Ｒ（Ｂ０）〜Ｒ（Ｂ５）のＢモードスキャンを順に実行する。続いて、送受信回路２１０は、領域Ｒ（Ｃ１）のカラードプラモードスキャンを実行した後に、領域Ｒ（Ｂ６）〜Ｒ（Ｂ１１）のＢモードスキャンを順に実行する。そして、送受信回路２１０は、領域Ｒ（Ｃ２）のカラードプラモードスキャンを実行した後に、領域Ｒ（Ｂ１２）〜Ｒ（Ｂ１７）のＢモードスキャンを順に実行する。その後、送受信回路２１０は、領域Ｒ（Ｂ９９）のＢモードスキャンを実行する。 As shown in the upper part of FIG. 14, when the processing of the ultrasonic diagnostic apparatus 1 according to the first embodiment is not applied, the transmission / reception circuit 210 sets each region of FIGS. 3 and 4 to the next in each frame. Scan in order. That is, in each frame, the transmission / reception circuit 210 executes the color Doppler mode scan of the area R (C0) and then the B mode scan of the areas R (B0) to R (B5) in order. Subsequently, the transmission / reception circuit 210 executes the color Doppler mode scan of the area R (C1) and then the B mode scan of the areas R (B6) to R (B11) in order. Then, the transmission / reception circuit 210 executes the color Doppler mode scan of the area R (C2) and then the B mode scan of the areas R (B12) to R (B17) in order. After that, the transmission / reception circuit 210 executes a B-mode scan of the area R (B99).

図１４の下段に示すように、第１の実施形態に係る超音波診断装置１の処理が適用される場合には、送受信回路２１０は、各フレームにおいて、各領域を図示の順序でスキャンする。つまり、各フレームにおいて、送受信回路２１０は、領域Ｒ（Ｃ０）のカラードプラモードスキャンを実行する間に、カラードプラモードスキャンの待機時間Δｔを用いて領域Ｒ（Ｂ０）〜Ｒ（Ｂ５）のＢモードスキャンをそれぞれ実行する。続いて、送受信回路２１０は、領域Ｒ（Ｃ１）のカラードプラモードスキャンを実行する間に、カラードプラモードスキャンの待機時間Δｔを用いて領域Ｒ（Ｂ６）〜Ｒ（Ｂ１１）のＢモードスキャンをそれぞれ実行する。そして、送受信回路２１０は、領域Ｒ（Ｃ２）のカラードプラモードスキャンを実行する間に、カラードプラモードスキャンの待機時間Δｔを用いて領域Ｒ（Ｂ１２）〜Ｒ（Ｂ１７）のＢモードスキャンを実行する。その後、送受信回路２１０は、領域Ｒ（Ｂ９９）のＢモードスキャンを実行する。 As shown in the lower part of FIG. 14, when the processing of the ultrasonic diagnostic apparatus 1 according to the first embodiment is applied, the transmission / reception circuit 210 scans each region in each frame in the order shown in the drawing. That is, in each frame, the transmission / reception circuit 210 uses the waiting time Δt of the color Doppler mode scan while executing the color Doppler mode scan of the region R (C0) to B of the regions R (B0) to R (B5). Perform each mode scan. Subsequently, the transmission / reception circuit 210 performs a B-mode scan of the regions R (B6) to R (B11) using the waiting time Δt of the color Doppler mode scan while executing the color Doppler mode scan of the region R (C1). Execute each. Then, while the transmission / reception circuit 210 executes the color Doppler mode scan of the region R (C2), the transmission / reception circuit 210 executes the B mode scan of the regions R (B12) to R (B17) using the standby time Δt of the color Doppler mode scan. To do. After that, the transmission / reception circuit 210 executes a B-mode scan of the area R (B99).

図１４の下段において、各フレームの時間間隔「Ｔｆ」を図１４の上段の時間間隔「Ｔｆ」と同一とした場合には、待機時間Δｔを用いてＢモードスキャンを実行することで待機時間「Ｔｗ」が生じる。 In the lower part of FIG. 14, when the time interval “Tf” of each frame is the same as the time interval “Tf” in the upper part of FIG. 14, the waiting time “Tf” is executed by executing the B mode scan using the waiting time Δt. "Tw" occurs.

そこで、制御機能２６１は、図１４の待機時間「Ｔｗ」の長さに応じたエネルギーの超音波で、各フレームのスキャンを実行させる。例えば、待機時間「Ｔｗ」が所要時間「Ｔｓ」の３０％に相当する場合には、制御機能２６１は、各フレームのスキャンにて送信される超音波のエネルギーを１．３倍に設定する。これにより、制御機能２６１は、フレームレートを低下させること無く、各スキャンにより得られる超音波画像の画質を向上させることが可能となる。 Therefore, the control function 261 causes the scanning of each frame to be executed by the ultrasonic wave of the energy corresponding to the length of the standby time “Tw” of FIG. For example, when the standby time "Tw" corresponds to 30% of the required time "Ts", the control function 261 sets the energy of the ultrasonic waves transmitted in the scan of each frame to 1.3 times. As a result, the control function 261 can improve the image quality of the ultrasonic image obtained by each scan without lowering the frame rate.

なお、図１４にて説明した待機時間「Ｔｗ」は、任意に変更可能である。例えば、図１４の待機時間「Ｔｗ」を延長することで各超音波画像の画質を更に向上させてもよいし、短縮することでフレームレートを向上させてもよい。 The waiting time "Tw" described with reference to FIG. 14 can be arbitrarily changed. For example, the image quality of each ultrasonic image may be further improved by extending the waiting time “Tw” in FIG. 14, or the frame rate may be improved by shortening the waiting time.

なお、図１４では、待機時間「Ｔｗ」を用いてエネルギー制御を行う場合を説明したが、実施形態はこれに限定されるものではない。つまり、制御機能２６１は、第２の実施形態において説明したように、エネルギー制御及び電力制御のうち、少なくとも一方を実行可能である。 Although FIG. 14 has described a case where energy control is performed using the standby time “Tw”, the embodiment is not limited to this. That is, the control function 261 is capable of executing at least one of energy control and power control, as described in the second embodiment.

（その他の実施形態）
上述した実施形態以外にも、種々の異なる形態にて実施されてもよい。 (Other embodiments)
In addition to the above-described embodiments, various different embodiments may be implemented.

上記の実施形態では、カラードプラモードスキャン（第１のスキャン）の待機時間の間に種類が異なるスキャンであるＢモードスキャン（第２のスキャン）が実行される場合を説明したが、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、送受信回路１１０は、カラードプラモードスキャンの待機時間の間に種類が異なるスキャンとして、ＰＷＤ（Pulsed Wave Doppler)法によるスキャンを実行してもよい。また、例えば、送受信回路１１０は、カラードプラモードスキャンの待機時間の間に、空間的位置が異なるカラードプラモードスキャンを実行してもよい。すなわち、送受信回路１１０は、第１のスキャンの待機時間の間に実行される第２のスキャンとして、第１のスキャンと種類が同じであり空間的位置が異なるスキャン、第１のスキャンと種類が異なり空間的位置が同じであるスキャン、及び、第１のスキャンと種類が異なり空間的位置が異なるスキャンのうちいずれかを実行する。 In the above embodiment, the case where the B mode scan (second scan), which is a different type of scan, is executed during the waiting time of the color Doppler mode scan (first scan) has been described. It is not limited to this. For example, the transmission / reception circuit 110 may execute a scan by the PWD (Pulsed Wave Doppler) method as a scan of a different type during the waiting time of the color Doppler mode scan. Further, for example, the transmission / reception circuit 110 may execute a color Doppler mode scan having a different spatial position during the waiting time of the color Doppler mode scan. That is, the transmission / reception circuit 110 has the same type as the first scan but different spatial positions as the second scan executed during the waiting time of the first scan, and the first scan and the type are different. Either a scan with the same spatial position or a scan with a different type and a different spatial position from the first scan is performed.

また、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。更に、各装置にて行なわれる各処理機能は、その全部又は任意の一部が、ＣＰＵ及び当該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ェアとして実現され得る。 Further, each component of each of the illustrated devices is a functional concept, and does not necessarily have to be physically configured as shown in the figure. That is, the specific form of distribution / integration of each device is not limited to the one shown in the figure, and all or part of the device is functionally or physically distributed in arbitrary units according to various loads and usage conditions. It can be integrated and configured. Further, each processing function performed by each device may be realized by a CPU and a program analyzed and executed by the CPU, or may be realized as hardware by wired logic.

また、第１の実施形態及び変形例において説明した各処理のうち、自動的に行なわれるものとして説明した処理の全部又は一部を手動的に行なうこともでき、或いは、手動的に行なわれるものとして説明した処理の全部又は一部を公知の方法で自動的に行なうこともできる。この他、上記文書中や図面中で示した処理手順、制御手順、具体的名称、各種のデータやパラメータを含む情報については、特記する場合を除いて任意に変更することができる。 Further, among the processes described in the first embodiment and the modified example, all or a part of the processes described as being automatically performed can be manually performed, or the processes are manually performed. It is also possible to automatically perform all or part of the processing described as described above by a known method. In addition, the processing procedure, control procedure, specific name, and information including various data and parameters shown in the above document and drawings can be arbitrarily changed unless otherwise specified.

また、第１の実施形態及び変形例で説明した超音波イメージング方法は、予め用意された超音波イメージング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。この超音波イメージング方法は、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、この超音波イメージング方法は、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 ultrasonic imaging method described in the first embodiment and the modified example can be realized by executing the ultrasonic imaging program prepared in advance on a computer such as a personal computer or a workstation. This ultrasonic imaging method can be distributed via a network such as the Internet. Further, this ultrasonic imaging method can also be executed by recording on a computer-readable recording medium such as a hard disk, flexible disk (FD), CD-ROM, MO, or DVD, and reading from the recording medium by the computer. it can.

以上説明した少なくともひとつの実施形態によれば、超音波画像の視認性を向上させることができる。 According to at least one embodiment described above, the visibility of the ultrasonic image can be improved.

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 some embodiments of the present invention have been described, these embodiments are presented as examples and are not intended to limit the scope of the invention. These embodiments can be implemented in various other forms, and various omissions, replacements, and changes can be made without departing from the gist of the invention. These embodiments and modifications thereof are included in the scope and gist of the invention, as well as in the scope of the invention described in the claims and the equivalent scope thereof.

１ 超音波診断装置
１００ 装置本体
１１０ 送受信回路
１３０ 画像処理回路
１６０ 処理回路
１６１ 設定機能
１６２ 演算機能 1 Ultrasonic diagnostic device 100 Device main unit 110 Transmission / reception circuit 130 Image processing circuit 160 Processing circuit 161 Setting function 162 Calculation function

Claims (15)

複数の走査線に沿って被検体を走査する第１のスキャンを、繰り返し実行する送受信部と、
前記第１のスキャンにより収集した反射波データに基づいて、カラードプラ画像を生成する画像生成部と、
前記第１のスキャンの繰り返し周期、および前記第１のスキャンの所要時間に基づいて、前記第１のスキャンの待機時間を取得する取得部と、
を備え、
前記送受信部は、前記カラードプラ画像の流速レンジの上限の変更によるフレームレートの低下を抑制するために、前記取得部が取得した前記待機時間において、前記第１のスキャンとは異なる第２のスキャンを実行する、超音波診断装置。 A transmitter / receiver that repeatedly executes the first scan that scans the subject along a plurality of scanning lines.
An image generation unit that generates a color Doppler image based on the reflected wave data collected by the first scan, and
An acquisition unit that acquires the waiting time of the first scan based on the repetition cycle of the first scan and the time required for the first scan.
With
In order to suppress a decrease in the frame rate due to a change in the upper limit of the flow velocity range of the color Doppler image , the transmission / reception unit performs a second scan different from the first scan in the standby time acquired by the acquisition unit. An ultrasonic diagnostic device that performs. 前記繰り返し周期は、前記第１のスキャンを繰り返す周期に対応し、
前記所要時間は、前記複数の走査線を走査するために最低限必要な時間に対応し、
前記待機時間は、先立つ前記第１のスキャンが終了してから次の前記第１のスキャンが開始するまでの時間に対応する、
請求項１に記載の超音波診断装置。 The repetition cycle corresponds to a cycle in which the first scan is repeated.
The required time corresponds to the minimum time required to scan the plurality of scanning lines.
The waiting time corresponds to the time from the end of the preceding first scan to the start of the next first scan.
The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1. 前記繰り返し周期は、前記所要時間と前記待機時間を含む、
請求項１に記載の超音波診断装置。 The repeating cycle includes the required time and the waiting time.
The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1. 前記待機時間は、前記繰り返し周期と前記所要時間の間の差分により取得される、
請求項３に記載の超音波診断装置。 The waiting time is acquired by the difference between the repeating cycle and the required time.
The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 3. 前記取得部は、前記カラードプラ画像の関心領域の下端の位置に基づいて前記所要時間を算出する、The acquisition unit calculates the required time based on the position of the lower end of the region of interest of the color Doppler image.
請求項１〜４のいずれか一つに記載の超音波診断装置。The ultrasonic diagnostic apparatus according to any one of claims 1 to 4. 前記取得部は、前記カラードプラ画像の流速レンジに基づいて算出される前記繰り返し周期から、前記所要時間を減算することで、前記待機時間を算出する、
請求項５に記載の超音波診断装置。 The acquiring unit, from the repetition period which is calculated based on the flow rate range of the color Doppler image, by subtracting the required time, to calculate the waiting time,
The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 5 . 流速レンジを設定する設定部を更に備え、
前記取得部は、前記設定部が設定した前記流速レンジに基づいて、前記繰り返し周期を算出する、
請求項１〜６のいずれか一つに記載の超音波診断装置。 It also has a setting unit to set the flow velocity range.
The acquisition unit calculates the repetition period based on the flow velocity range set by the setting unit.
The ultrasonic diagnostic apparatus according to any one of claims 1 to 6 . 前記取得部は、前記カラードプラ画像を生成する関心領域の位置、前記関心領域の大きさ、前記関心領域内に配置される送信走査線の本数、および受信周波数に基づいて、前記待機時間を算出する、
請求項１〜７のいずれか一つに記載の超音波診断装置。 The acquisition unit, the position of the region of interest to generate a pre-Symbol color Doppler image, the size of the region of interest, the number of transmit scan lines disposed in the region of interest, and based on the received frequency, the waiting time calculate,
The ultrasonic diagnostic apparatus according to any one of claims 1 to 7 . 前記送受信部は、走査線の位置を超音波の送受信毎に順次変更するスキャンを、前記第１のスキャンとして実行する、
請求項１〜８のいずれか一つに記載の超音波診断装置。 The transmission / reception unit executes a scan in which the position of the scanning line is sequentially changed for each transmission / reception of ultrasonic waves as the first scan.
The ultrasonic diagnostic apparatus according to any one of claims 1 to 8 . 前記送受信部は、前記第２のスキャンとして、前記第１のスキャンと種類が同じであり空間的位置が異なるスキャン、前記第１のスキャンと種類が異なり空間的位置が同じであるスキャン、及び、前記第１のスキャンと種類が異なり空間的位置が異なるスキャンのうちいずれかを実行する、
請求項１〜９のいずれか一つに記載の超音波診断装置。 As the second scan, the transmission / reception unit has the same type as the first scan but a different spatial position, a scan different from the first scan and having the same spatial position, and a scan. Perform one of the scans of a different type and spatial position from the first scan.
The ultrasonic diagnostic apparatus according to any one of claims 1 to 9 . 前記取得部は、前記第２のスキャンに要する時間が前記待機時間よりも小さい場合には、当該待機時間内に当該第２のスキャンが実行されない時間を設定する、
請求項１〜１０のいずれか一つに記載の超音波診断装置。 When the time required for the second scan is smaller than the waiting time, the acquisition unit sets a time during which the second scan is not executed within the waiting time.
The ultrasonic diagnostic apparatus according to any one of claims 1 to 10 . 前記送受信部は、関心領域に含まれる複数の領域それぞれに対して前記第１のスキャンを実行し、
前記画像生成部は、前記複数の領域それぞれに対して実行された第１のスキャンによって収集された反射波データに基づいて、前記関心領域に対応する前記カラードプラ画像を生成する、
請求項１〜１１のいずれか一つに記載の超音波診断装置。 The transmitter / receiver executes the first scan for each of the plurality of regions included in the region of interest.
The image generation unit generates the color Doppler image corresponding to the region of interest based on the reflected wave data collected by the first scan performed for each of the plurality of regions.
The ultrasonic diagnostic apparatus according to any one of claims 1 to 11 . 前記送受信部は、前記第１のスキャン及び前記第２のスキャンを、同一のフレームレートで実行する、
請求項１〜１２のいずれか一つに記載の超音波診断装置。 The transmitter / receiver executes the first scan and the second scan at the same frame rate.
The ultrasonic diagnostic apparatus according to any one of claims 1 to 12 . 前記送受信部は、前記第１のスキャン及び前記第２のスキャンとして、３次元空間から反射波データを収集する３次元スキャンを実行し、
前記画像生成部は、前記カラードプラ画像として、３次元の画像データを生成する、
請求項１〜１３のいずれか一つに記載の超音波診断装置。 The transmitting / receiving unit executes a three-dimensional scan for collecting reflected wave data from the three-dimensional space as the first scan and the second scan.
The image generation unit generates three-dimensional image data as the color Doppler image.
The ultrasonic diagnostic apparatus according to any one of claims 1 to 13 . 前記カラードプラ画像の流速レンジの上限値を変更するユーザ操作を受け付ける受付部を更に備え、A reception unit that accepts a user operation for changing the upper limit of the flow velocity range of the color Doppler image is further provided.
前記送受信部は、The transmitter / receiver
前記ユーザ操作によって前記上限値が低下した場合に、前記待機時間に実行される前記第２のスキャンの割り当てを増加させ、When the upper limit is lowered by the user operation, the allocation of the second scan executed during the waiting time is increased.
前記ユーザ操作によって前記上限値が上昇した場合に、前記待機時間に実行される前記第２のスキャンの割り当てを減少させる、When the upper limit value is increased by the user operation, the allocation of the second scan executed during the waiting time is reduced.
請求項１〜１４のいずれか一つに記載の超音波診断装置。The ultrasonic diagnostic apparatus according to any one of claims 1 to 14.
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Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2002209897A (en) * 2000-12-26 2002-07-30 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc Method and device for exchanging ultrasonic wave, recording medium and ultrasonic imaging instrument
US6537217B1 (en) * 2001-08-24 2003-03-25 Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc Method and apparatus for improved spatial and temporal resolution in ultrasound imaging
WO2011043316A1 (en) * 2009-10-09 2011-04-14 コニカミノルタエムジー株式会社 Ultrasonic diagnostic device
JP2011182887A (en) * 2010-03-05 2011-09-22 Toshiba Corp Ultrasonograph
CN103826541B (en) * 2012-07-31 2016-08-17 东芝医疗***株式会社 Diagnostic ultrasound equipment and control method
US20140039317A1 (en) * 2012-07-31 2014-02-06 Toshiba Medical Systems Corporation Ultrasound diagnosis apparatus and controlling method
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