JP3806229B2

JP3806229B2 - Ultrasonic diagnostic equipment

Info

Publication number: JP3806229B2
Application number: JP17153597A
Authority: JP
Inventors: 好一宮坂; 烈光原田
Original assignee: Aloka Co Ltd
Current assignee: Hitachi Ltd
Priority date: 1997-06-27
Filing date: 1997-06-27
Publication date: 2006-08-09
Anticipated expiration: 2017-06-27
Also published as: JPH119603A

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は超音波診断装置に関し、特に超音波ビームの補間に関する。
【０００２】
【従来の技術】
超音波ビームの走査方向（方位方向）における空間分解能を向上するためには、走査面を構成する超音波ビーム（音線）の本数を増加させればよい。しかし、診断深さを変えないという前提で、超音波ビームの本数を増加させると、フレームレートが低下し、動きの早い臓器（例えば心臓など）をリアルタイムで診断できないという問題が生じる。その一方、従来、いわゆるデジタルスキャンコンバータにおいて、座標変換に伴う画素不足を補うために画素ごとに補間を行うことが行われている。
【０００３】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、輝度情報に変換された段階で補間を行うと、精度のよい補間を行うことができないという問題が指摘されている。なお、特開平６−１４９２９号には、高周波（ＲＦ）の段階で補間を行う技術が開示されている。
【０００４】
本発明は、上記従来の課題に鑑みなされたものであり、その目的は、超音波ビーム間に適切な補間ビームを生成することにある。
【０００５】
【課題を解決するための手段】
上記目的を達成するために、本発明は、実ビームに対応する受信信号を実ビームに対応する複素信号に変換する複素信号変換手段と、前記実ビームに対応する複素信号の実数部と虚数部について個別にビーム補間処理を実行する実数部補間回路及び虚数部補間回路を有し、補間ビームに対応する補間信号を複素信号として生成するビーム補間手段と、前記ビーム補間手段から出力される複素信号に対する絶対値演算によりエコー強度を表す信号を生成する絶対値演算手段と、前記絶対値演算後のエコー強度を示す信号に基づいて、座標変換により超音波画像を形成する画像形成手段と、を含むことを特徴とする。
【０００６】
上記構成によれば、受信信号が複素信号に変換された段階で（ベースバンド領域において）座標変換前にビーム補間処理がなされる。すなわち、複素信号の実数部及び虚数部のそれぞれについて個別にビーム補間処理が実行される。よって、輝度信号の段階で行う補間に比べて、忠実な補間が行えるという利点があり、これは本発明者による実験によっても確かめられている。
【０００７】
本発明によれば、忠実なビーム補間を行って方位方向の分解能を高めることができるので、フレームレートを低下させることなく、画質向上を図ることができる。なお、本発明はいわゆる多方向同時受信方式と組み合わせて実現してもよい。また、本発明は、断層画像などを形成する超音波診断装置及びドプラ画像を形成する超音波診断装置の両者にも適用できる。
【０００８】
本発明の望ましい態様では、前記ビーム補間手段は、互いに隣接する複数の実ビームに対応する複素信号に基づいて補間ビームに対応する補間信号を生成する。
【０００９】
また、本発明では、前記複素信号変換手段と前記ビーム補間手段との間には、表示ピクセルレートに従って余分なデータの間引きを実行する間引き手段が設けられる。データの間引きを輝度信号の段階で行う場合に比べ、ベースバンド領域上でデータの間引きを行えば、それ以降に行われる受信信号処理の負担を軽減でき、同時に回路規模を縮小できる。
【００１０】
本発明の望ましい態様では、前記ビーム補間手段は、互いに隣接する複数の実ビームに対応する複素信号に対してそれぞれ重み付けを行って加算することにより補間ビームに対応する補間信号を生成する重み付け加算回路を含む。
【００１１】
ビーム補間のために参照される実ビームは望ましくは偶数本の実ビームであり、各実ビームに対して重み付けを行い、それらを加算することによってビーム補間を行える。重み付けのための係数は、例えばサンプリング理論によるsinc関数に基づいて決定してもよい。実用上は、参照される実ビームは例えば４本であるが、少ないデータから補間する場合にはどうしても誤差が生じやすい。そこで、そのような場合には例えば３次のスプライン関数などを利用して得られる係数を利用し、誤差を少なくすることができる。
【００１２】
本発明の望ましい態様では、前記重み付けの係数を深さに応じて可変設定する係数可変手段を含む。
望ましくは、前記ビーム補間手段は、実ビーム間に補間ビームを挿入した形で複素信号を順次出力する。望ましくは、前記画像形成手段は、前記実ビーム及び前記補間ビームに対応する複素信号に基づいて、座標変換により前記超音波画像を形成する。望ましくは、前記ビーム補間手段から出力される複素信号から絶対値演算によりエコー強度を表す信号を生成する手段を含み、前記画像形成手段は前記エコー強度を表す信号に対する座標変換により前記超音波画像としての断層画像を形成するデジタルスキャンコンバータを含む。
【００１３】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の好適な実施形態を図面に基づいて説明する。
【００１４】
図１には、本発明に係る超音波診断装置の全体構成がブロック図で示されている。この超音波診断装置は、生体に対して超音波の送受波を行い、これによって得られた受信信号に基づいて断層画像やいわゆるドプラ画像を形成する装置である。
【００１５】
アレー振動子１０は複数の振動素子を整列配置したものであって、このアレー振動子１０を電子走査することによって超音波ビームが走査される。送信器１２はアレイ振動子１０の各振動素子に対して送信信号を供給する回路である。受信器１４には、アレー振動子１０の各振動素子から出力される受信信号が入力され、各受信信号に対して増幅などの処理が行われる。ビームフォーマ１６は、各受信信号に対してＡ／Ｄ変換を実行すると共に、そのＡ／Ｄ変換後の受信信号に対して遅延加算を行うことによって電子走査や電子フォーカスを実現する回路である。ビームフォーマ１６から出力された受信信号は直交検波回路１８に入力される。
【００１６】
この直交検波回路１８は、直交検波によって受信信号を複素信号に変換する回路である。
【００１７】
補間回路１００には、直交検波回路１８から出力された受信信号（複素信号）が入力されている。補間回路１００は、後に詳述するように複素信号の実数部及び虚数部それぞれに対してビーム補間を実行する回路である。ビーム補間後の実数部信号及び虚数部信号は絶対値回路２０に入力され絶対値演算を行うことによってエコー強度を表す信号が生成される。
【００１８】
信号圧縮回路２２は、絶対値回路２０から出力された信号に対して例えば対数関数により信号圧縮を実行する回路である。その回路から出力された信号は間引き回路２４に入力され、表示ピクセルレートに基づいて不要なデータが間引かれる。すなわち、表示器３０における画素の数よりもデータの個数が多い場合、その余剰データを排除するために間引き回路２４が設けられている。表示処理回路２６はいわゆるデジタルスキャンコンバータ（ＤＳＣ）を構成するものであり、その表示処理回路２６から出力される信号が表示器３０に送られる。これによって表示器３０において超音波画像が表示されることになる。
【００１９】
図１に示す実施形態では主に断層画像を表示するための回路構成が示されていたが、例えば補間回路１００から出力される補間後の複素信号をＦＦＴやいわゆる自己相関演算器等に送ることによってドプラ画像を構成することもできる。
【００２０】
図２には、図１に示した直交検波回路１８から絶対値回路２０までの構成が具体的に示されている。
【００２１】
直交検波回路１８は、受信信号に対してそれぞれ所定の参照信号を混合する２つのミキサ３２Ａ，３２Ｂと、ミキサ３２Ａ，３２Ｂから出力される信号を入力してベースバンド領域上の成分のみを出力するローパスフィルタ（ＬＰＦ）３４Ａ，３４Ｂと、を含むものである。すなわち受信信号は直交検波回路１８において複素信号に変換され、それを構成する実数部信号及び虚数部信号のそれぞれが補間回路１００に入力されている。
【００２２】
補間回路１００は、具体的には、実数部信号に対して補間処理を行う補間回路１００Ａと、虚数部信号に対して補間処理を行う補間回路１００Ｂと、で構成される。それぞれの補間回路１００Ａ，１００Ｂは互いに同一の構成を有しており、その具体例が図３に示されている。この補間回路１００Ａ，１００Ｂの作用については後に詳述する。絶対値回路２０は、補間回路１００Ａ，１００Ｂから出力された信号の絶対値演算を行うことによってエコー強度を表す信号を出力する回路である。
【００２３】
図４には、補間回路１００の作用が概念的に示されている。本実施形態では、４つの実ビームｎ，ｎ＋１，ｎ＋２，ｎ＋３を用いてそれらの中央に仮想的に補間ビームが生成されている。具体的には、同一深さの４つの実データＡ，Ｂ，Ｃ，Ｄに基づいて補間ビーム上の同一深さに補間データＢ’が生成される。
【００２４】
図３には、そのような補間ビームを生成するための回路構成例が示されている。受信信号（実数部信号又は虚数部信号）はラインメモリ４０，４２，４４に順次入力される。ラインメモリ４０，４２，４４はそれぞれ超音波ビーム１本分のデータを格納するメモリである。図３の構成から明らかなように、乗算器５２には第１番目の実ビームの信号が入力され、乗算器５０には第２番目の実ビームの信号が入力され、乗算器４８には第３番目の実ビームの信号が入力され、乗算器４６には第４番目の実ビームの信号が入力される。そして、それぞれの乗算器４６，４８，５０，５２において各信号に対して係数ｃ₀，ｃ₁，ｃ₂，ｃ₃が乗算されることになる。そして、その乗算結果は全て加算器５４において加算され、スイッチ５８を介してラインメモリ６４又はラインメモリ６６に格納される。一方、ラインメモリ４２の出力もスイッチ５６を介してラインメモリ６０またはラインメモリ６２に入力される。ラインメモリ６０及びラインメモリ６２には、実ビームの信号が順次格納され、ラインメモリ６４及びラインメモリ６６には補間ビームの信号が順次格納される。これらのラインメモリ６０，６２，６４，６６はデータバッファとして機能するものであり、スイッチ６８によってそれらのメモリ６０，６２，６４，６６から順次信号が読み出されることになる。すなわち、実ビーム間に補間ビームを挿入した形で信号が読み出されることになる。なお、スイッチ５６，５８はその後段の２つのラインメモリに対して交互に信号を振り分けるための回路である。
【００２５】
本実施形態では、乗算器４６，４８，５０，５２に与える係数を設定する係数可変回路７０が設けられている。この係数可変回路７０は、データの深さに応じて各係数を可変設定する手段である。
【００２６】
ここで、それらの係数の決定手法としては各種のものが考えられるが、基本的にはサンプリング理論に基づいたｓｉｎｃ関数からそれらを決定するのが望ましい。ｓｉｎｃ関数を採用する場合、あるデータ列に対して任意のデータ間のある一点の値を推定するためには、理想的にはその前後の無限大の数のデータが必要となる。ただし、本実施形態では、図５に示すように補間データの前後２つずつのデータからｓｉｎｃ関数を用いて補間データを推定している。図５において各点Ａ，Ｂ，Ｃ，Ｄ，Ｂ’はそれぞれ図４に示したものと対応している。本実施形態では、例えば係数ｃ₀，ｃ₁，ｃ₂，ｃ₃としてはそれぞれ−０．２１２２，０．６３６６，０．６３６６，−０．２１２２を設定することができる。もちろん、それらの係数は深さに応じて可変設定するのが望ましい。
【００２７】
ちなみに、補間データの決定に当たっては、最低前後２点ずつのデータがあればそれらを推定することは可能であるが、前後２点ずつという少ないデータから各補間データを推定する場合どうしても誤差が生じやすい。そこで、例えば三次のスプライン関数などを利用して得られる係数を用いると、誤差をさらに低減することが可能である。
【００２８】
ここで、計算式を用いて、上記のビーム補間による効果を参考までに説明する。
【００２９】
図１及び図７に示した直交検波回路１８の入力信号を以下の式（１）のように定義する。
【００３０】
【数１】

ただし、
【数２】

である。直交検波回路１８の出力信号を構成する実数部と虚数部はそれぞれ以下の式（２）、（３）で表される。
【００３１】
【数３】

式（２）、（３）のｎ＝０からｎ＝３までのデータを用いて補間を行うと、その出力
【数４】

はそれぞれ次の式（４）、（５）となる。
【００３２】
【数５】

ただし、Ｃｎは補間係数である。
【００３３】
上式に示されるように仮想的に生成される補間ビームの本数は実ビームの本数と同じである。したがって、実ビームの本数の２倍のビーム数の情報が得られることになり、本実施形態によれば、フレームレートを低下させることなく方位方向の空間分解能を改善することが可能である。
【００３４】
次に間引き回路を有する実施形態について説明する。図６には、間引き回路を有する実施形態の装置構成が示されている。なお、図１に示す構成と同様の構成には同一符号を付しその説明を省略する。
【００３５】
この実施形態では、直交検波回路１８と補間回路１００との間に間引き回路１０２が設けられている。図１に示した構成例では、絶対値回路２０及び信号圧縮回路２２を通過した時点で間引き処理が行われていたが、図６に示す構成例では、いわゆるベースバンド領域の複素信号でデータの間引きが行われている。
【００３６】
図７には、その具体的な回路構成が示されており、直交検波回路１８と補間回路１００との間に間引き回路１０２Ａ及び１０２Ｂが設けられている。間引き回路１０２Ａ，１０２Ｂはそれぞれ実数部及び虚数部に対応して設けられている。これらの間引き回路１０２Ａ，１０２Ｂは表示ピクセルレートに相当するデータだけを残し、それ以外の余剰データを間引く回路である。
【００３７】
この実施形態によれば、補間処理を行う前に余剰データの削減を行えるので、補間回路の構成を簡略化でき、さらに他の構成を簡略化できるという利点がある。よって、装置構成を小型化できるという利点もある。さらに、間引きの前に必要なアンチエリアシングフィルタをローパスフィルタ３４Ａ，３４Ｂで兼ねることができるという利点もある。
【００３８】
上記の実施形態では、図３に示したように４タップの非巡回型フィルタが利用されていたが、もちろんそれ以上のタップ数を有するフィルタを利用してもよい。すなわち、４つのデータよりも多くのデータを用いて補間データを生成してもよい。また、本実施形態の装置はいわゆる２方向同時受信などの多方向同時受信方式を組み合わせてもよい。
【００３９】
【発明の効果】
以上説明したように、本発明によれば、超音波ビーム間に適切な補間ビームを生成して、フレームレートを低下させることなく方位方向における分解能を向上することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明に係る実施形態の回路構成を示すブロック図である。
【図２】直交検波回路、補間回路、絶対値回路の構成例を示す図である。
【図３】補間回路の一例を示す回路図である。
【図４】補間ビームを示す説明図である。
【図５】ｓｉｎｃ関数を利用した補間係数の決定方法を説明するための説明図である。
【図６】本発明に係る間引き回路を有する実施形態の回路構成を示すブロック図である。
【図７】直交検波回路と補間回路との間に間引き回路を設けた場合の構成例を示す図である。
【符号の説明】
１８直交検波回路、２０絶対値回路、２２信号圧縮回路、２６表示処理回路、３０表示器、７０係数可変回路、１００補間回路、１０２間引き回路。[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to an ultrasonic diagnostic apparatus, and more particularly to interpolation of an ultrasonic beam.
[0002]
[Prior art]
In order to improve the spatial resolution in the scanning direction (azimuth direction) of the ultrasonic beam, the number of ultrasonic beams (sound rays) constituting the scanning surface may be increased. However, if the number of ultrasonic beams is increased on the premise that the diagnostic depth is not changed, the frame rate is lowered, and there is a problem that an organ (such as a heart) that moves quickly cannot be diagnosed in real time. On the other hand, conventionally, in a so-called digital scan converter, interpolation is performed for each pixel in order to compensate for a pixel shortage caused by coordinate conversion.
[0003]
[Problems to be solved by the invention]
However, a problem has been pointed out that if interpolation is performed at the stage of conversion into luminance information, accurate interpolation cannot be performed. Japanese Patent Laid-Open No. 6-14929 discloses a technique for performing interpolation at a high frequency (RF) stage.
[0004]
The present invention has been made in view of the above-described conventional problems, and an object thereof is to generate an appropriate interpolated beam between ultrasonic beams.
[0005]
[Means for Solving the Problems]
To achieve the above object, the present invention provides a complex signal converting means for converting a received signal corresponding to a real beam into a complex signal corresponding to the real beam, and a real part and an imaginary part of the complex signal corresponding to the real beam. for a real part interpolation circuit and an imaginary part interpolator executes individual beam interpolation process, a beam interpolation means for generating an interpolation signal corresponding to the interpolation beam as a complex signal, the complex signal output from the beam interpolation means An absolute value calculation means for generating a signal representing echo intensity by an absolute value calculation with respect to the image, and an image forming means for forming an ultrasonic image by coordinate conversion based on the signal indicating the echo intensity after the absolute value calculation. It is characterized by that.
[0006]
According to the above configuration, beam interpolation processing is performed before coordinate conversion (in the baseband region) at the stage where the received signal is converted into a complex signal. That is, the beam interpolation process is executed individually for each of the real part and the imaginary part of the complex signal. Therefore, there is an advantage that faithful interpolation can be performed as compared with the interpolation performed at the stage of the luminance signal, and this has been confirmed by experiments by the present inventors.
[0007]
According to the present invention, since faithful beam interpolation can be performed to increase the azimuth resolution, image quality can be improved without reducing the frame rate. The present invention may be realized in combination with a so-called multidirectional simultaneous reception system. The present invention can also be applied to both an ultrasonic diagnostic apparatus that forms a tomographic image and the like and an ultrasonic diagnostic apparatus that forms a Doppler image.
[0008]
In a preferred aspect of the present invention, the beam interpolation unit generates an interpolation signal corresponding to the interpolation beam based on complex signals corresponding to a plurality of adjacent real beams.
[0009]
Further, in this onset bright, wherein between the complex signal converter means and said beam interpolation means, decimating means are provided to perform thinning of the extra data according to the display pixel rate. Compared to the case where the data is thinned out at the luminance signal stage, if the data is thinned out in the baseband region, it is possible to reduce the burden of the received signal processing performed thereafter and simultaneously reduce the circuit scale.
[0010]
In a preferred aspect of the present invention, the beam interpolation unit weights and adds complex signals corresponding to a plurality of adjacent real beams to generate an interpolation signal corresponding to the interpolation beam. including.
[0011]
The actual beam referred to for beam interpolation is preferably an even number of actual beams, and the beam interpolation can be performed by weighting each actual beam and adding them. The coefficient for weighting may be determined based on, for example, a sinc function based on sampling theory. In practice, for example, four actual beams are referred to. However, when interpolation is performed from a small amount of data, an error tends to occur. In such a case, for example, a coefficient obtained by using a cubic spline function or the like can be used to reduce the error.
[0012]
In a preferred aspect of the present invention, coefficient variable means for variably setting the weighting coefficient according to the depth is included.
Preferably, the beam interpolation means sequentially outputs complex signals in a form in which an interpolation beam is inserted between actual beams. Preferably, the image forming unit forms the ultrasonic image by coordinate conversion based on complex signals corresponding to the real beam and the interpolated beam. Preferably, it includes means for generating a signal representing echo intensity from the complex signal output from the beam interpolation means by absolute value calculation, and the image forming means converts the signal representing the echo intensity as the ultrasonic image by coordinate conversion. A digital scan converter for forming a tomographic image of the image .
[0013]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
DESCRIPTION OF EXEMPLARY EMBODIMENTS Hereinafter, preferred embodiments of the invention will be described with reference to the drawings.
[0014]
FIG. 1 is a block diagram showing the overall configuration of an ultrasonic diagnostic apparatus according to the present invention. This ultrasonic diagnostic apparatus is an apparatus that transmits / receives ultrasonic waves to / from a living body and forms a tomographic image or a so-called Doppler image based on a reception signal obtained thereby.
[0015]
The array transducer 10 is formed by arranging a plurality of transducer elements, and an ultrasonic beam is scanned by electronically scanning the array transducer 10. The transmitter 12 is a circuit that supplies a transmission signal to each vibration element of the array transducer 10. The receiver 14 receives a reception signal output from each vibration element of the array vibrator 10 and performs processing such as amplification on each reception signal. The beam former 16 is a circuit that performs electronic scanning and electronic focusing by performing A / D conversion on each received signal and performing delay addition on the received signal after the A / D conversion. The reception signal output from the beam former 16 is input to the quadrature detection circuit 18.
[0016]
The quadrature detection circuit 18 is a circuit that converts a received signal into a complex signal by quadrature detection.
[0017]
A reception signal (complex signal) output from the quadrature detection circuit 18 is input to the interpolation circuit 100. The interpolation circuit 100 is a circuit that performs beam interpolation on each of a real part and an imaginary part of a complex signal, as will be described in detail later. The real part signal and the imaginary part signal after beam interpolation are input to the absolute value circuit 20, and an absolute value calculation is performed to generate a signal representing echo intensity.
[0018]
The signal compression circuit 22 is a circuit that performs signal compression on the signal output from the absolute value circuit 20 by using, for example, a logarithmic function. The signal output from the circuit is input to the thinning circuit 24, and unnecessary data is thinned based on the display pixel rate. That is, when the number of data is larger than the number of pixels in the display 30, the thinning circuit 24 is provided in order to eliminate the surplus data. The display processing circuit 26 constitutes a so-called digital scan converter (DSC), and a signal output from the display processing circuit 26 is sent to the display 30. As a result, an ultrasonic image is displayed on the display 30.
[0019]
In the embodiment shown in FIG. 1, a circuit configuration for mainly displaying a tomographic image is shown. For example, a post-interpolation complex signal output from the interpolation circuit 100 is sent to FFT, a so-called autocorrelation calculator, or the like. A Doppler image can also be constructed.
[0020]
FIG. 2 specifically shows the configuration from the quadrature detection circuit 18 to the absolute value circuit 20 shown in FIG.
[0021]
The quadrature detection circuit 18 inputs two

mixers

32A and 32B that respectively mix predetermined reference signals with the received signal, and signals output from the

mixers

32A and 32B, and outputs only the components on the baseband region. Low pass filters (LPF) 34A, 34B. That is, the received signal is converted into a complex signal by the quadrature detection circuit 18, and each of the real part signal and the imaginary part signal constituting the received signal is input to the interpolation circuit 100.
[0022]
Specifically, the interpolation circuit 100 includes an interpolation circuit 100A that performs an interpolation process on a real part signal and an interpolation circuit 100B that performs an interpolation process on an imaginary part signal. Each of the

interpolation circuits

100A and 100B has the same configuration, and a specific example is shown in FIG. The operation of the

interpolation circuits

100A and 100B will be described in detail later. The absolute value circuit 20 is a circuit that outputs a signal representing echo intensity by performing an absolute value calculation of the signals output from the

interpolation circuits

100A and 100B.
[0023]
FIG. 4 conceptually shows the operation of the interpolation circuit 100. In this embodiment, an interpolation beam is virtually generated at the center of four real beams n, n + 1, n + 2, and n + 3. Specifically, the interpolation data B ′ is generated at the same depth on the interpolation beam based on the four actual data A, B, C, and D having the same depth.
[0024]
FIG. 3 shows an example of a circuit configuration for generating such an interpolated beam. The received signal (real part signal or imaginary part signal) is sequentially input to the

line memories

40, 42, 44.

Line memories

40, 42, and 44 are memories for storing data for one ultrasonic beam. As apparent from the configuration of FIG. 3, the multiplier 52 receives the first real beam signal, the multiplier 50 receives the second real beam signal, and the multiplier 48 receives the first real beam signal. The third real beam signal is input, and the multiplier 46 receives the fourth real beam signal. The

multipliers

46, 48, 50, 52 multiply the signals by coefficients c ₀ , c ₁ , c ₂ , c ₃ . All the multiplication results are added in the adder 54 and stored in the line memory 64 or the line memory 66 via the switch 58. On the other hand, the output of the line memory 42 is also input to the line memory 60 or the line memory 62 via the switch 56. The line memory 60 and the line memory 62 sequentially store actual beam signals, and the line memory 64 and the line memory 66 sequentially store interpolation beam signals. These

line memories

60, 62, 64, 66 function as data buffers, and signals are sequentially read from the

memories

60, 62, 64, 66 by the switch 68. That is, the signal is read out with the interpolation beam inserted between the actual beams. The

switches

56 and 58 are circuits for alternately distributing signals to the two line memories in the subsequent stage.
[0025]
In the present embodiment, a coefficient variable circuit 70 for setting coefficients to be given to the

multipliers

46, 48, 50, 52 is provided. The coefficient variable circuit 70 is means for variably setting each coefficient in accordance with the data depth.
[0026]
Here, various methods can be considered for determining these coefficients, but it is basically desirable to determine them from a sinc function based on sampling theory. When the sinc function is adopted, an infinite number of data before and after that is necessary in order to estimate a certain value between arbitrary data for a certain data string. However, in this embodiment, as shown in FIG. 5, the interpolation data is estimated from the data before and after the interpolation data using the sinc function. In FIG. 5, each point A, B, C, D, B ′ corresponds to that shown in FIG. In the present embodiment, for example, −0.2122, 0.6366, 0.6366, and −0.2122 can be set as the coefficients c ₀ , c ₁ , c ₂ , and c ₃ , respectively. Of course, it is desirable to variably set these coefficients according to the depth.
[0027]
By the way, in determining the interpolation data, it is possible to estimate the data if there are at least two points before and after, but if each interpolation data is estimated from a small amount of data of two points before and after, it is easy to cause an error. . Therefore, for example, if a coefficient obtained by using a cubic spline function or the like is used, the error can be further reduced.
[0028]
Here, the effect of the above-described beam interpolation will be described with reference to a calculation formula.
[0029]
The input signal of the quadrature detection circuit 18 shown in FIGS. 1 and 7 is defined as in the following formula (1).
[0030]
[Expression 1]

However,
[Expression 2]

It is. The real part and the imaginary part constituting the output signal of the quadrature detection circuit 18 are expressed by the following equations (2) and (3), respectively.
[0031]
[Equation 3]

When interpolation is performed using the data from n = 0 to n = 3 in the equations (2) and (3), the output is given by

Are the following equations (4) and (5), respectively.
[0032]
[Equation 5]

Here, Cn is an interpolation coefficient.
[0033]
As shown in the above equation, the number of interpolation beams virtually generated is the same as the number of real beams. Therefore, information about the number of beams that is twice the number of actual beams can be obtained, and according to the present embodiment, it is possible to improve the spatial resolution in the azimuth direction without reducing the frame rate.
[0034]
Next , an embodiment having a thinning circuit will be described. FIG. 6 shows an apparatus configuration of an embodiment having a thinning circuit . In addition, the same code | symbol is attached | subjected to the structure similar to the structure shown in FIG. 1, and the description is abbreviate | omitted.
[0035]
In this embodiment, a thinning circuit 102 is provided between the quadrature detection circuit 18 and the interpolation circuit 100. In the configuration example shown in FIG. 1, the thinning process is performed when the absolute value circuit 20 and the signal compression circuit 22 are passed. In the configuration example shown in FIG. Thinning is performed.
[0036]
FIG. 7 shows a specific circuit configuration, and thinning circuits 102 </ b> A and 102 </ b> B are provided between the quadrature detection circuit 18 and the interpolation circuit 100. The thinning

circuits

102A and 102B are provided corresponding to the real part and the imaginary part, respectively. These thinning

circuits

102A and 102B are circuits that leave only data corresponding to the display pixel rate and thin out other surplus data.
[0037]
According to this embodiment, since surplus data can be reduced before the interpolation process is performed, there is an advantage that the configuration of the interpolation circuit can be simplified and other configurations can be simplified. Therefore, there is an advantage that the apparatus configuration can be reduced in size. Further, there is an advantage that the anti-aliasing filter necessary before thinning can be used as the low-pass filters 34A and 34B.
[0038]
In the above embodiment, a 4-tap non-recursive filter is used as shown in FIG. 3, but a filter having a larger number of taps may be used. That is, the interpolation data may be generated using more data than the four data. Further, the apparatus according to the present embodiment may be combined with a multi-directional simultaneous reception method such as so-called two-way simultaneous reception.
[0039]
【The invention's effect】
As described above, according to the present invention, it is possible to generate an appropriate interpolated beam between ultrasonic beams and improve the resolution in the azimuth direction without reducing the frame rate.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a block diagram showing a circuit configuration of an embodiment according to the present invention.
FIG. 2 is a diagram illustrating a configuration example of an orthogonal detection circuit, an interpolation circuit, and an absolute value circuit.
FIG. 3 is a circuit diagram illustrating an example of an interpolation circuit.
FIG. 4 is an explanatory diagram showing an interpolated beam.
FIG. 5 is an explanatory diagram for explaining a method of determining an interpolation coefficient using a sinc function.
FIG. 6 is a block diagram showing a circuit configuration of an embodiment having a thinning circuit according to the present invention.
FIG. 7 is a diagram illustrating a configuration example when a thinning circuit is provided between the quadrature detection circuit and the interpolation circuit.
[Explanation of symbols]
18 quadrature detection circuit, 20 absolute value circuit, 22 signal compression circuit, 26 display processing circuit, 30 display, 70 coefficient variable circuit, 100 interpolation circuit, 102 decimation circuit.

Claims

Complex signal conversion means for converting a received signal corresponding to the real beam into a complex signal corresponding to the real beam;
A beam having a real part interpolation circuit and an imaginary part interpolation circuit for individually performing beam interpolation processing on the real part and imaginary part of the complex signal corresponding to the real beam, and generating an interpolation signal corresponding to the interpolation beam as a complex signal Interpolation means;
Absolute value calculating means for generating a signal representing echo intensity by calculating the absolute value of the complex signal output from the beam interpolating means;
Based on a signal indicating the echo intensity after the absolute value calculation, an image forming unit that forms an ultrasonic image by coordinate transformation;
Only including,
An ultrasonic diagnostic apparatus, wherein thinning means for thinning out excess data according to a display pixel rate is provided between the complex signal conversion means and the beam interpolation means .

The apparatus of claim 1.
The ultrasonic diagnostic apparatus characterized in that the beam interpolation means generates an interpolation signal corresponding to an interpolation beam based on complex signals corresponding to a plurality of adjacent real beams.

The apparatus of claim 1.
The real part interpolator and the imaginary part interpolator in the beam interpolating unit weight each complex signal corresponding to a plurality of adjacent real beams and add the interpolated signals corresponding to the interpolated beams. An ultrasonic diagnostic apparatus configured as a weighted addition circuit to be generated.

The apparatus of claim 3 .
An ultrasonic diagnostic apparatus comprising coefficient variable means for variably setting the weighting coefficient according to depth.

The apparatus of claim 1.
The ultrasonic diagnostic apparatus characterized in that the beam interpolation means sequentially outputs complex signals in a form in which an interpolation beam is inserted between real beams.

The apparatus of claim 1.
The ultrasonic diagnostic apparatus, wherein the image forming unit forms the ultrasonic image by coordinate conversion based on complex signals corresponding to the real beam and the interpolated beam.

The apparatus of claim 1.
The ultrasonic diagnostic apparatus, wherein the image forming means includes a digital scan converter that forms a tomographic image as the ultrasonic image by coordinate conversion with respect to a signal representing the echo intensity.