CN101346982B - 图像压缩装置、图像解压缩装置以及超声波诊断装置 - Google Patents

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Abstract

一种图像压缩装置，包括：块分割单元(11)，将输入的图像数据分割成多个块；DCT变换单元(12)，按照每个上述块进行DCT变换；量子化系数输出单元(15)，输出表示量子化细度的数值即量子化系数；修正值算出单元(16)，算出与图像数据的块的位置对应而唯一确定的修正值；量子化单元(13)，根据将从上述量子化系数输出单元输出的量子化系数与从上述修正值算出单元输出的修正值相乘而得到的值，对经上述DCT变换后的数据进行量子化；以及编码单元(14)，对经量子化后的数据进行编码并输出压缩数据。

Description

图像压缩装置、图像解压缩装置以及超声波诊断装置
技术领域
本发明涉及在对图像数据进行压缩编码并记录或传送时使用的图像压缩装置、图像解压缩装置以及使用它们的超声波诊断装置。
背景技术
近年来，进行了如下研究：在使用超声波进行对象物的图像诊断的超声波诊断装置中，将从探针(探头)得到的反射波信号的数据压缩并记录后传送。例如，将从探针得到的反射波信号数据压缩后，通过电缆传送到装置主体，在装置主体中相反地将压缩数据解压缩恢复原来的反射波信号数据，而进行规定的画面显示。由此，能够实现传送数据量的降低和数据的高速传送。
超声波诊断用的探针可以是各种形状以及方式的探针，但如图17所示，超声波的扫描形状为扇形的凸型探针被广泛使用。在图17中，从探针101向测定对象物102的内部输出的超声波的扫描范围是，深度越深扇形形状越宽。如图17所示，超声波的扫描范围中，将从探针101向测定对象物102的内部稍微改变角度而输出的超声波的直线称为音响线。从扇形的扫描范围的左端到右端存在n根音响线103(103-1～103-n)。
图18是示意地表示1帧量的反射波信号数据的构造。如图18所示，纵方向上顺序地存储有与n根音响线103对应的音响线数据104-1～104-n。各帧(音响线数据群)104中，是越接近右端深度越深的数据。
图19是示意地表示与扇形的扫描范围配合地被显示的超声波图像的图。将从探针得到的反射波信号的强度显示在画面105上时，对反射信号的强度进行了辉度调制的超声波图像如图19所示地被显示在与扫描范围对应的扇形区域106。该显示模式称为B模式。在该显示模式中，由于与扫描范围相同的扇形范围的超声波图像被显示在画面上，所以容易进行直观的诊断。
这样的超声波图像显示是将图18所示那样的1帧量的图像数据如图19所示地变形成扇形的显示范围之后进行显示。此时，由于显示面的像素密度是均匀的，所以从图19可知，被显示的画面内的音响线密度根据深度的不同而变化。所谓音响线密度是用显示像素数除以音响线的总数得到的值。例如，若使沿着深度最浅的部分(距离扇形的中心最近的部分)的圆弧的显示像素数为m1，音响线密度为A，则A＝n/m1。另外，若沿着深度最深的部分(距离扇形的中心最远的部分)的圆弧的显示像素数为m2，音响线密度为B，则B＝n/m2。由于m1＜m2，所以A＞B。这样，深度越深(距离扇形的中心越远)音响线密度越低。
另外，作为对静止图像数据进行压缩编码的方法，以往JPEG方式为主流，对于超声波诊断装置中的反射波信号的数据压缩，也可以适用JPEG方式。
图20是表示JPEG方式所代表的以往的静止图像压缩处理的概略结构的方框图。在图20中，11是块分割单元，12是DCT变换(离散余弦变换)单元，13是量子化单元，14是编码单元，15是量子化系数输出单元。另外，图21是表示图20的图像压缩装置中的量子化系数输出单元15的内部结构的方框图。在图21中，18是使作为量子化系数(表示量子化的细度的数值)的基本的值与块的尺寸配合而表格化的基本量子化表格，19是用于获得从基本量子化表格18得到的值与预先设定的比例因子(调整压缩率的参数)之积并输出量子化系数的乘法单元。
如图20以及图21所示，被输入的图像数据首先被块分割单元11分割成8×8像素的块。各块被DCT变换单元12进行DCT变换。DCT变换的结果输出的DCT系数根据由量子化系数输出单元15提供的量子化系数被量子化单元13量子化，并被编码单元14哈夫曼编码而成为压缩数据。
图22是JPEG方式所代表的以往的静止图像解压缩处理的大致方框图。在图22中，31是对哈夫曼编码进行译码的译码单元，32是进行逆量子化的逆量子化单元，33是实施逆DCT变换的逆DCT变换单元，34是逆量子化系数输出单元。
如图22所示，被输入的压缩数据被译码单元31译码，并且被输入到逆量子化系数输出单元34后，取出用于进行逆量子化的逆量子化系数。从译码单元31输出的译码化数据通过逆量子化单元32，逆量子化单元32使用由逆量子化系数输出单元34提供的逆量子化系数进行译码化数据的逆量子化。该输出被转移到逆DCT变换单元33，被逆DCT变换单元33实施逆DCT变换而成为图像数据。
进行上述静止图像压缩处理以及解压缩处理的情况下，压缩率可按帧单位设定，但在着眼于帧内的某区域而进行压缩的情况下，使压缩率与目的区域配合地设定得低时，非目的区域的画质变得比必要的还好。相反，将整体的压缩率设定得高的情况下，关于目的区域就不能得到必要的足够画质。
同样地，在使用凸型探针的超声波诊断装置中，在图像数据的压缩以及解压缩中原样地使用上述方式时，如上所述地发生由音响线密度的不同引起的不良情况。例如，在1帧内使用通用的量子化表格进行图像数据的压缩编码的情况下，与音响线密度高的地方配合地调整压缩率时，在音响线密度低的地方画质会恶化。相反，与音响线密度低的地方配合地调整压缩率时，在音响线密度高的地方就要使用必要以上的编码量。
作为应对这些问题的方法是在1帧内不使用通用的压缩率而被分割块单位转换压缩率的方式。该方式被包含于JPEG的扩展规格中，具体地，以块单位指定使用的量子化表格，对量子化表格的选择信息进行编码，由此以块单位调整压缩率。
另外，如图21所示，为调整量子化的阶梯宽度，将从量子化表格得到的值乘以比例因子而得的值作为量子化系数提供给量子化单元，但以块单位变更该比例因子，并对比例因子的值进行编码，由此能以块单位调整压缩率。
但是，在这些的方式中，由于必须对量子化表格的选择信息或比例因子等的压缩参数进行编码，所以在这部分上增加了编码量，有整体数据量增加的可能性。
因此，(例如，参照日本特开2000-92330号公报)提出了：利用块单位中的比例因子或量子化表格的选择信息、和DCT变换后的DC系数的块间差分即DC差分值之间的相关性高的情况，使DC差分信息和比例因子信息组合并进行编码，由此有效地对必要的压缩参数进行编码。
图23是表示使用了该方式的图像数据压缩处理装置的结构的方框图。在该方式中，如图23所示，图像数据被块分割单元11、DCT变换单元12、量子化单元13处理。量子化阶梯宽度是通过基本量子化表格18的矩阵乘以由比例因子算出电路81算出的比例因子而确定的。被量子化的AC成分是被AC成分编码电路83编码的。被量子化的DC成分被DC差分算出电路84变换成DC差分，进而在成组化电路85中，被变换成成组编号以及附加位。另外，比例因子也被比例因子差分算出电路82变换成比例因子差分，进而在组电路86中，被变换成成组编号以及附加位。DC成分以及比例因子的成组编号被二维哈夫曼编码电路87编码，各编码要素被多重化电路88多重化并被输出。
专利文献1：日本特开2000-92330号公报
但是，使用上述专利文献1记载的方式而包含块单位的压缩参数并进行编码的情况下，仍然会增加压缩参数的编码量。由此，关于在帧内被关注的部分，以块单位改变压缩率的情况下，数据量与压缩参数的编码量相对应地增加。
而且，在使用了扫描形状为扇形的探针的超声波诊断装置中的超声波图像数据中，由于音响线密度因深度而不同，所以要与其配合地调整压缩率就必须根据每个块改变压缩率，其结果，使压缩参数的编码量增多，因而压缩率变小。
发明内容
本发明是为了解决上述以往的问题而研发的，其目的是提供一种图像压缩/解压缩装置，原图像的画质(分辨率)在帧内以一定的规则性变化的情况下，不用对块单位的压缩参数进行编码，就能在帧内使压缩率变化。
本发明的图像压缩装置，其特征在于，包括：块分割单元，将输入的图像数据分割成多个块；DCT变换单元，按照每个上述块进行DCT变换；量子化系数输出单元，输出表示量子化细度的数值即量子化系数；修正值算出单元，算出与图像数据的块的位置对应而唯一确定的修正值；量子化单元，根据将从上述量子化系数输出单元输出的量子化系数与从上述修正值算出单元输出的修正值相乘而得到的值，对经上述DCT变换后的数据进行量子化；以及编码单元，对经量子化后的数据进行编码并输出压缩数据。
另外，本发明的图像解压缩装置，其特征在于，包括：译码单元，对经编码后的压缩数据进行译码；逆量子化系数输出单元，由上述压缩数据求出逆量子化系数并输出；修正值算出单元，算出与图像数据的块的位置对应而唯一确定的修正值；逆量子化单元，根据将从上述逆量子化系数输出单元输出的量子化系数与从上述修正值算出单元输出的修正值相乘而得到的值，按照每个上述块对上述译码单元的输出数据进行逆量子化；以及逆DCT变换单元，对经逆量子化后的数据进行逆DCT变换并输出压缩前的图像数据。
而且，本发明的超声波诊断装置，其特征在于，包括：超声波探针，向测定对象物发送超声波并接收来自上述测定对象物的反射波，并将其变换成电信号；图像压缩装置，对超声波图像数据进行压缩，该超声波图像数据是对从超声波探针得到的反射波信号进行处理而得到的；以及图像解压缩装置，对压缩后的超声波图像数据进行解压缩而得到压缩前的超声波图像数据，上述图像压缩装置具有：块分割单元，将输入的图像数据分割成多个块；DCT变换单元，按照每个上述块进行DCT变换；量子化系数输出单元，输出表示量子化细度的数值即量子化系数；第1修正值算出单元，算出与图像数据的块的位置对应而唯一确定的修正值；量子化单元，根据将从上述量子化系数输出单元输出的量子化系数与从上述第1修正值算出单元输出的修正值相乘而得到的值，对经上述DCT变换后的数据进行量子化；以及编码单元，对经量子化后的数据进行编码并输出压缩数据，上述图像解压缩装置具有：译码单元，对经编码后的压缩数据进行译码；逆量子化系数输出单元，由上述压缩数据求出逆量子化系数并输出；第2修正值算出单元，算出与图像数据的块的位置对应而唯一确定的修正值；逆量子化单元，根据将从上述逆量子化系数输出单元输出的量子化系数与从上述第2修正值算出单元输出的修正值相乘而得到的值，按照每个上述块对上述译码单元的输出数据进行逆量子化；以及逆DCT变换单元，对经逆量子化后的数据进行逆DCT变换并输出压缩前的图像数据。
发明的效果
根据本发明的图像压缩装置、图像解压缩装置以及超声波诊断装置，由于能够与图像数据的块的位置对应地改变量子化系数的值，所以能够容易地与块的位置对应地改变压缩率，从而能够容易地进行与图像数据的画质特性对应的压缩/解压缩。而且，由于不需要对每个块的压缩参数进行编码，所以编码量不会增多(压缩率不会减小)。
附图说明
图1是表示本发明的第1实施方式的图像压缩装置的概略结构的方框图。
图2是与图1中的修正值算出单元的动作相关，表示帧中的块位置的例子的图。
图3是例示图2所示的块位置和修正值α之间的关系的图表。
图4是表示本发明的第2实施方式的图像解压缩装置的概略结构的方框图。
图5是表示本发明的第3实施方式的超声波诊断装置的概略结构的方框图。
图6是表示本发明的第4实施方式的超声波诊断装置中的用于算出修正值的块位置信息的图。
图7是表示本发明的第5实施方式的超声波诊断装置中的用于算出修正值的块位置信息的图。
图8是表示本发明的第6实施方式的超声波诊断装置中的用于算出修正值的块位置信息的图。
图9是放大图8的帧的左上侧部分的图。
图10是例示本发明的第7实施方式的超声波诊断装置中的修正值的算出方法的图表。
图11是例示本发明的第8实施方式的超声波诊断装置中的修正值的算出方法的表格。
图12是表示本发明的第9实施方式的超声波诊断装置的概略结构的方框图。
图13是表示本发明的第9实施方式的图像压缩部分的概略结构的方框图。
图14是表示本发明的第9实施方式的图像解压缩部分的概略结构的方框图。
图15是表示本发明的第10实施方式的超声波诊断装置的概略结构的方框图。
图16是表示本发明的第11实施方式的超声波诊断装置的概略结构的方框图。
图17是表示由超声波产生的扇形的扫描形状的例子的图。
图18是表示每1帧的反射波信号数据的构造的示意图。
图19是表示与扇形的扫描范围配合被显示的超声波图像的示意图。
图20是表示以往的图像压缩装置的结构的方框图。
图21是表示图20的图像压缩装置中的量子化系数输出单元的内部结构的方框图。
图22是表示以往的图像解压缩装置的结构的方框图。
图23是表示专利文献1的图像压缩装置的结构例的方框图。
符号说明
1超声波诊断装置
2图像压缩单元
3图像解压缩单元
11块分割单元
12DCT变换单元
13量子化单元
14编码单元
15量子化系数输出单元
16修正值算出单元
17乘法单元
18基本量子化表格
19乘法单元
20帧
21块
22下一块
23音响线数据
24像素
31译码单元
32逆量子化单元
33逆DCT变换单元
34逆量子化系数输出单元
35乘法单元
41超声波探针
42第1附加信息分离单元
43第2附加信息结合单元
44选择单元
45第1附加信息分离单元
46第2附加信息结合单元
47图像显示单元
48第1探针信息取得单元
49第2探针信息取得单元
50可逆压缩单元
51可逆解压缩单元
具体实施方式
在本发明的超声波诊断装置的优选实施方式中，上述第1修正值算出单元以及上述第2修正值算出单元为，用二维数值表示上述块的位置，并由上述二维数值算出上述修正值。根据该结构，例如，容易使修正值(压缩率)只在测定对象物的深度方向变化。其结果，能够与图像数据的画质特性相应地进一步良好地使修正值(压缩率)变化。
本发明的超声波诊断装置的其他优选实施方式中，上述第1修正值算出单元以及上述第2修正值算出单元为，算出在组合多个上述块而成的的区域内通用的值，以作为上述修正值。例如算出每个将4个块组合的区域各不相同的修正值，在同一区域内作为通用的修正值。根据该结构，能够与图像数据的画质特性相应地适当使修正值(压缩率)变化，并能够减轻其处理负荷。
本发明的超声波诊断装置的另一优选实施方式中，上述第1修正值算出单元以及上述第2修正值算出单元为，与上述超声波图像数据中的测定对象物的深度方向的块的位置对应地算出上述修正值。在更具体的结构中，上述第1修正值算出单元以及上述第2修正值算出单元为，以上述超声波图像数据中的测定对象物的深度越深相应块的压缩率越小的方式算出上述修正值。根据该结构，对与超声波的扫描范围配合的扇形区域中显示超声波图像数据的显示模式，能够进行与该显示模式下的图像数据的画质特性相应的图像压缩以及解压缩。
本发明的超声波诊断装置的另一优选实施方式中，上述第1修正值算出单元以及上述第2修正值算出单元为，通过参照预先存储的表示上述块的位置和上述修正值之间的关系的表格，算出与上述块的位置对应的上述修正值。根据该结构，与通过计算算出修正值的情况相比，能够以高速算出(求出)修正值，并减轻了处理的负荷。
本发明的超声波诊断装置还可以是以下结构，包括：第1附加信息分离单元，从自上述超声波探针得到的超声波图像数据分离出图像数据和附加信息；第1探针信息取得单元，从由上述第1附加信息分离单元输出的附加信息中取得探针信息；第1附加信息结合单元，对上述附加信息和被上述图像压缩单元压缩后的图像数据进行结合；第2附加信息分离单元，将由上述第1附加信息结合单元结合后的超声波压缩数据分离成图像数据和附加信息；第2探针信息取得单元，从由上述第2附加信息分离单元输出的附加信息中取得探针信息；以及第2附加信息结合单元，对上述附加信息和被上述图像解压缩单元解压缩后的图像数据进行结合。上述第1修正值算出单元除了由上述图像数据的块位置信息，还由上述探针信息算出唯一确定的修正值，上述第2修正值算出单元算出与上述第1修正值算出单元相同的值。
而且，本发明的超声波诊断装置还可以是以下结构，包括：第1附加信息分离单元，从自上述超声波探针得到的超声波图像数据将附加信息与图像数据分离；可逆压缩单元，对由上述第1附加信息分离单元分离的附加信息进行可逆压缩；第1附加信息结合单元，对经上述可逆压缩后的附加信息和被上述图像压缩单元压缩后的图像数据进行结合；第2附加信息分离单元，将由上述第1附加信息结合单元结合后的压缩数据分离成图像数据和附加信息；可逆解压缩单元，对由上述第2附加信息分离单元分离后的附加信息进行可逆解压缩；以及第2附加信息结合单元，对经上述可逆解压缩后的附加信息和被上述图像解压缩单元解压缩后的图像数据进行结合。
而且，本发明的超声波诊断装置还可以是以下结构，包括：第1附加信息分离单元，从自上述超声波探针得到的超声波图像数据分离出图像数据和附加信息；第1探针信息取得单元，从由上述第1附加信息分离单元输出的附加信息中取得探针信息；第1修正值算出单元，在图像压缩时从上述探针信息和上述块位置信息算出唯一确定的修正值；可逆压缩单元，对上述附加信息进行可逆压缩；第1附加信息结合单元，对被上述图像压缩单元压缩后的图像数据进行结合；第2附加信息分离单元，将由上述第1附加信息结合单元结合的超声波压缩数据分离成图像数据和附加信息；可逆解压缩单元，对由上述第2附加信息分离单元分离后的附加信息进行可逆解压缩；第2探针信息取得单元，从由上述可逆解压缩单元输出的附加信息中取得探针信息；第2修正值算出单元，从上述探针信息和上述块位置信息算出与图像压缩时相同的修正值；以及第2附加信息结合单元，对上述附加信息和被上述图像解压缩单元解压缩后的图像数据进行结合。上述第1修正值算出单元除了由上述图像数据的块位置信息，还由上述探针信息算出唯一确定的修正值，上述第2修正值算出单元算出与上述第1修正值算出单元相同的值。
以下，参照附图对本发明的实施方式进行说明。
(第1实施方式)
图1是表示本发明的第1实施方式的图像压缩装置的概略结构的方框图。在图1中，图像压缩装置2具有：块分割单元11、DCT变换单元12、量子化单元13、编码单元14、量子化系数输出单元15、修正值算出单元(第1修正值算出单元)16以及乘法单元17。块分割单元11将图像数据分割成多个块。DCT变换单元12对由块分割单元11输出的数据实施DCT变换(离散余弦变换)。量子化单元13是以乘法单元17的输出除以由DCT变换单元12输出的DCT系数并整数化。编码单元14是对由量子化单元13输出的数据进行编码，并输出压缩数据。量子化系数输出单元15是输出用于进行量子化的量子化系数。修正值算出单元16是根据块位置信息算出修正量子化系数的修正值α。乘法单元17是将由量子化系数输出单元15输出的量子化系数乘以由修正值算出单元16输出的修正值α，并将其结果提供给量子化单元13。
量子化系数输出单元15的内部结构如以往例的说明中如图21所示那样。即，量子化系数输出单元15包括：使成为量子化系数的基本的值与块的尺寸配合而进行表格化的基本量子化表格18；将从该表格得到的值乘以预先设定的比例因子的乘法单元19。乘法单元19的输出作为量子化系数而成为量子化系数输出单元15的输出。
输入到图像压缩装置2的图像数据被块分割单元11分割成多个块，以该块单位进行以下的处理。从块分割单元11输出的块单位的图像数据被DCT变换单元12实施DCT变换，并输出DCT系数。从DCT变换单元12输出的DCT系数被量子化单元13量子化。此时，量子化单元13根据由量子化系数输出单元15输出的量子化系数和修正值算出单元16从块位置信息算出的修正值α之积即乘法单元17的输出，进行量子化。该量子化系数是如上所述地用乘法单元19对从基本量子化表格18得到的值和比例因子进行乘法而得到的(参照图21)。量子化单元13的输出数据被提供到编码单元14，用哈夫曼编码这样的可变长编码进行编码。被编码的数据作为压缩数据从图像压缩装置2输出。
修正值算出单元16算出的修正值α可以是与块位置对应地唯一确定的值。图2是与图1中的修正值算出单元16的动作相关地表示帧中的块位置的例子的图。在图2的例子中，帧20被分割成4行×16位＝64个块21，各块由8×8＝64个像素构成。对各块赋予的编号表示块位置。图3是表示图2所示的块位置(编号)和修正值α之间的关系的图表。在图3中，直线A是表示修正值α的值与块位置对应地连续变化(线性变化)的情况的例子。阶梯状的图表B是表示修正值α与块位置对应地阶段性地变化(非线性变化)的情况的例子。
这样，由于修正值α由块位置唯一确定，所以即使每个块的修正值α、或乘以修正值α后的量子化系数等的压缩参数不被附加到压缩数据，也能以块单位改变压缩率。
并且，在图3中表示了，将帧20的相当于中央附近的块位置的修正值α的值作为1，表示块位置的编号越大修正值α越大的关系的例子。但是，块位置和修正值α之间的关系不限于此，只要是修正值α由块位置唯一确定的，什么样的关系都可以。
另外，乘法单元17不一定要设置在量子化系数输出单元15之后，也可以设置在量子化系数输出单元15中的、基本量子化表格18和乘法单元19之间。即，也可以在对从基本量子化表格18得到的值乘以比例因子之前，先乘以修正值α。
(第2实施方式)
图4是表示本发明的第2实施方式的图像解压缩装置的概略结构的方框图。在图4中，图像解压缩装置3具有：译码单元31、逆量子化单元32、逆DCT变换单元33、逆量子化系数输出单元34、乘法单元35以及修正值算出单元(第2修正值算出单元)16。译码单元31对被编码的压缩数据进行译码。逆量子化单元32将译码单元31的输出与乘法单元35的输出相乘并整数化。逆DCT变换单元33对从逆量子化单元32输出的数据实施逆DCT变换。逆量子化系数输出单元34将用于进行逆量子化的系数从压缩数据中取出并输出。乘法单元35对从逆量子化系数输出单元34输出的系数和从修正值算出单元16输出的修正值α进行乘法。修正值算出单元16与第1实施方式中参照图1说明的单元相同，根据块位置信息算出用于修正量子化系数的修正值α。
如图4所示，被输入的压缩数据被译码单元31译码，并且也被输入到逆量子化系数输出单元34，并取出用于进行逆量子化的逆量子化系数。被取出的逆量子化系数被提供到乘法单元35，乘法单元35将修正值算出单元16从块位置信息算出的修正值α和逆量子化系数相乘。
从译码单元31输出的译码数据转移到逆量子化单元32，逆量子化单元32使用经乘法单元35转移的修正值α和逆量子化系数的乘法结果进行译码数据的逆量子化。其输出转移到逆DCT变换单元33，由逆DCT变换单元33实施逆DCT变换并成为图像数据。另外，由于修正值算出单元16与第1实施方式的图像压缩装置2所包含的单元相同，所以被乘法单元35使用的修正值α也与第1实施方式中说明的修正值α相同。另外，乘法单元35是可以进行结果性的乘法的单元，也可以是用倒数进行除算的单元。
这样，由于修正值α由块位置唯一确定，所以即使每个块的修正值α的值、对修正值α进行乘法后的量子化系数等的压缩参数不被附加到压缩数据上，也能够对以块单位不同而不同的压缩率的压缩图像数据进行正确的解压缩(复原)。
(第3实施方式)
图5是表示本发明的第3实施方式的超声波诊断装置的概略结构的方框图。在图5中，超声波诊断装置1具有：超声波探针41、第1附加信息分离单元42、图像压缩单元2、第1附加信息结合单元43、选择单元44、第2附加信息分离单元45、图像解压缩单元3、第2附加信息结合单元46以及图像显示单元47。
超声波探针41利用压电效果发生超声波，向测定对象物的内部发送超声波，并且接收来自测定对象物的内部的反射波并变换成电信号。第1附加信息分离单元42根据从超声波探针41输入的电信号制成超声波图像数据，并将超声波图像数据分离为图像数据及其他附加信息，图像数据被提供到图像压缩单元2，附加信息被提供到第1附加信息结合单元43。在此，所谓附加信息是表示超声波图像数据中的单纯的图像数据以外的信息，例如，包括测定所使用的探针的信息、聚焦位置等的测定时参数等。图像压缩单元2与第1实施方式中说明的单元相同，使用从块位置唯一确定的修正值α以块单位改变压缩率。第1附加信息结合单元43将上述附加信息结合到被图像压缩单元2压缩的压缩图像数据，并作为超声波压缩数据输出。
该超声波压缩数据从超声波诊断装置1向外部(例如向外部存储装置)被输出，或通过电缆被传送到超声波诊断装置1的主体(显示部)并输入到选择单元44。选择单元44选择(切换)从外部(例如从外部存储装置)输入的超声波压缩数据或从第1附加信息结合单元43输出的超声波压缩数据而提供到第2附加信息分离单元45。第2附加信息分离单元45将输入的超声波压缩数据分离为压缩图像数据及其他附加信息，并将压缩图像数据提供到图像解压缩单元3，将附加信息提供到第2附加信息结合单元46。
图像解压缩单元3与第2实施方式中说明的单元相同，使用与图像压缩单元2所使用的块位置对应的修正值α相同的值，执行以块单位改变的压缩率的压缩图像数据的解压缩处理，而正确地复原压缩前的图像数据。第2附加信息结合单元46将上述附加信息结合到被图像解压缩单元3解压缩的图像数据，将得到的显示数据提供到图像显示单元47。图像显示单元47根据被输入的显示数据对超声波图像进行画面显示。
如上所述，本实施方式的超声波诊断装置1一旦对从超声波探针41得到的超声波图像数据进行压缩，就将压缩数据存储到外部存储装置，或通过电缆传送，对从主体侧输入的压缩数据进行解压缩并显示在显示画面上。因此，能够实现存储数据、传送数据的减少，即存储效率、传送效率的提高。而且，由于不需要将每个块的压缩参数附加到超声波压缩数据，所以能够不增加数据量地以块单位改变压缩率。
并且，在本实施方式中，设置了选择单元44，能够对从外部输入的超声波压缩数据和从第1附加信息结合单元43输出的超声波压缩数据中的任意一方进行选择，但选择单元44不是必须的。从第1附加信息结合单元43输出的超声波压缩数据也可以原原本本地被输入到第2附加信息分离单元45，一旦从第1附加信息结合单元43输出的超声波压缩数据输出到外部，就将来自外部的超声波压缩数据输入到第2附加信息分离单元45。
(第4实施方式)
图6是表示本发明的第4实施方式的超声波诊断装置中的用于算出修正值的帧的图。在帧20中附加有表示块21的位置的位置信息。本实施方式的超声波诊断装置的基本结构与第3实施方式相同，只有修正值算出单元16的修正值α的算出方法不同。即，图1所示的修正值算出单元16如图2所示地用一维数值(系列编号)管理在修正值α的算出中使用的块位置信息，但本实施方式中的修正值算出单元16用二维数值管理块位置信息。即，如图6所示，帧20的各块21用(x，y)座标那样地独立的两方向的参数表示块位置信息。由此，修正值算出单元16使用具有例如x方向和y方向的2个参数的函数算出修正值α，可以只与任意一方向的参数对应地改变修正值α。
(第5实施方式)
图7是表示本发明的第5实施方式的超声波诊断装置中的用于算出修正值的块位置信息的图。本实施方式的超声波诊断装置的基本结构与第3实施方式相同，图1所示的修正值算出单元16的修正值α算出方法具有以下特征。即，本实施方式中的修正值算出单元16不是按照每个分割了帧的块改变(增加或减少)修正值α的值，而是按照每个将多个块组合的区域改变修正值α的值。也就是，在同一区域内算出通用的值。例如，如图7所示，在帧20中，按照每个由4个块21构成的矩形的区域22改变(算出)修正值α的值。根据这样的结构，由于可以在比块大的区域单位中算出修正值α并对量子化系数进行修正，所以能够与图像数据的画质特性对应地适当改变修正值(压缩率)，并且能够减轻其处理负荷。
(第6实施方式)
图8是表示本发明的第6实施方式的超声波诊断装置中的用于算出修正值的块位置信息的图。本实施方式的超声波诊断装置的基本结构与第3实施方式相同，图1所示的修正值算出单元16的修正值α的算出方法具有以下特征。另外，本实施方式是与第5实施方式的变形例相当的方式。即，组合多个块作为一个区域时，超声波图像数据中的测定对象物的深度相同，并且将多个块组合为一个区域。在图8的例子中，帧20被分割成在纵方向
(行方向)上4个、在横方向(列方向)上16个，合计64个块21。而且，纵方向的4个块21被组合到一个区域22。
另外，图9是放大图8的帧的左上侧部分的图。各块21由8×8＝64个像素24构成，各行的像素列相当于上述音响线数据23。即，第1行的像素列与音响线数据23-0对应，第2行的像素列与音响线数据23-1对应。以下同样。另外，在行方向上，从音响线数据23-0到音响线数据23-7的8根属于一个块21，从音响线数据23-8到音响线数据23-15的8根属于下一块22。以下也同样。对于列方向来说，如参照图18进行说明的那样，是表示越接近帧20的右端深度越深。
因此，本实施方式中的修正值算出单元16是与超声波图像数据中的测定对象物的深度方向的块的位置对应地改变(算出)修正值。其结果，能够与深度对应地进行压缩率的修正。另外，在图8所示的例子中，与图2同样地用一维数值(系列编号)管理帧20内的块21的位置信息，但也可以像图6所示的实施方式那样，用二维数值管理块位置信息。该情况下，相当于x座标的数值相同，可以将4个块作为一个区域。由此，容易将深度相同的块组合作为一个区域，并按每个区域的算出修正值α。
(第7实施方式)
图10是例示本发明的第7实施方式的超声波诊断装置中的修正值的算出方法的图表。本实施方式的超声波诊断装置的基本结构与第3实施方式相同，修正值算出单元16的修正值α算出方法具有以下特征。另外，本实施方式与第6实施方式的具体结构相当。即，本实施方式中的修正值算出单元16，如图10的图表(直线)25所示，深度越深(表示块位置的数值越大)修正值α的值越增加，由此深度越深压缩率越小。
如上所述，深度越深超声波的扫描范围越宽的扇形扫描形状的情况下，深度越深音响线密度越低，画质(解像度)越差。因此，像本实施方式那样，深度越深压缩率越小，与深度方向的块位置对应地算出修正值α的值，由此能够抑制被显示的超声波图像的画质劣化。另外，如图6所示，用二维数值管理块位置信息的情况下，与x座标(深度方向)相当的数值越大修正值α的值越单调增加，但如图2所示，用一维数值管理块位置信息的情况下，必须以一定的间隔(例如每16的倍数)重置修正值α。也就是，在后者的情况下，图10中的直线25从修正值α的最小值向最大值的增加成为多次反复的锯齿状的线。
(第8实施方式)
图11是例示本发明的第8实施方式的超声波诊断装置中的修正值的算出方法的表格。本实施方式的超声波诊断装置的基本结构与第3实施方式相同，修正值算出单元16的修正值α的算出方法具有以下特征。即，在本实施方式中，预先存储表示图11所示的块位置和修正值α之间的关系的表格26，修正值算出单元16参照该表格26直接求出与块位置对应的修正值α。由此，与根据计算算出修正值的情况相比，能够以高速求出修正值，减轻了处理的负荷。另外，块位置和修正值α之间的关系不是线性的，能够对应用数学式表示困难的情况。并且，在图11例示的表格中，用一维数值表示块位置，但也可以如图6所示的实施方式那样，用二维数值表示块位置。
(第9实施方式)
图12是表示本发明的第9实施方式的超声波诊断装置的概略结构的方框图。在图12中，超声波诊断装置1具有：超声波探针41、第1附加信息分离单元42、图像压缩单元2、第1附加信息结合单元43、选择单元44、第2附加信息分离单元45、图像解压缩单元3、第2附加信息结合单元46、图像显示单元47、第1探针信息取得单元48以及第2探针信息取得单元49。
本实施方式是在第3实施方式的超声波诊断装置的结构的基础上，追加了第1探针信息取得单元48和第2探针信息取得单元49。第1探针信息取得单元48取得来自第1附加信息分离单元42的附加信息中的探针类别信息，并提供到图像压缩单元2。另外，第2探针信息取得单元49取得来自第2附加信息分离单元的附加信息中的探针类别信息，并提供到图像解压缩单元3。
图13是表示本发明的第9实施方式的图像压缩部分的概略结构的方框图。本实施方式的图像压缩部分的基本结构与第1实施方式相同，但还具有以下特征：作为修正值算出单元16的输入，在块位置信息的基础上，还使用来自上述第1探针信息取得单元48的探针类别信息算出修正值β。也就是，修正值算出单元16算出与块位置对应的修正值，进而算出与探针类别对应地进行修正的修正值β。
图14是表示本发明的第9实施方式的图像解压缩部分的概略结构的方框图。本实施方式的图像解压缩部分的基本结构与第2实施方式相同，但还具有以下特征：作为修正值算出单元16的输入，在块位置信息的基础上，还使用来自上述第2探针信息取得单元48的探针类别信息算出修正值β。也就是，修正值算出单元16与压缩时同样地，算出与块位置对应的修正值，进而算出与探针类别对应地进行修正的修正值β。
根据这样的结构，能够根据探针类别适当地设定块单位的压缩率的变化方式。
并且，在本实施方式中，与第3实施方式相同地，设置了选择单元44，能够选择从外部输入的超声波压缩数据和从第1附加信息结合单元43输出的超声波压缩数据中的任意一方，但选择单元44不是必须的。从第1附加信息结合单元43输出的超声波压缩数据也可以原原本本地被输入到第2附加信息分离单元45和第2探针信息取得单元49，一旦从第1附加信息结合单元43输出的超声波压缩数据输出到外部，就将来自外部的超声波压缩数据输入到第2附加信息分离单元45和第2探针信息取得单元49。
另外，在本实施方式中，作为探针信息表示了使用探针类别的信息的例子，但探针信息不限于探针类别，也可以使用其他信息。
(第10实施方式)
图15是表示本发明的第10实施方式的超声波诊断装置的概略结构的方框图。在图15中，超声波诊断装置1具有：超声波探针41、第1附加信息分离单元42、图像压缩单元2、第1附加信息结合单元43、选择单元44、第2附加信息分离单元45、图像解压缩单元3、第2附加信息结合单元46、图像显示单元47、可逆压缩单元50以及可逆解压缩单元51。
本实施方式是在第3实施方式的超声波诊断装置的结构的基础上，追加了可逆压缩单元49和可逆解压缩单元50。第1附加信息分离单元42将来自超声波探针41的超声波图像数据分离成图像数据和其他附加信息，将图像数据提供到图像压缩单元2，将附加信息提供到可逆压缩单元50。可逆压缩单元50对上述附加信息进行可逆压缩，将压缩附加信息提供到第1附加信息结合单元43。第1附加信息结合单元43将上述压缩附加信息结合到被图像压缩单元2压缩的压缩图像数据上，并作为超声波压缩数据输出。
同样地，第2附加信息分离单元45将来自选择单元44的超声波压缩数据分离成压缩图像数据和其他压缩附加信息，将压缩图像数据提供到图像解压缩单元3，将压缩附加信息提供到可逆解压缩单元51。可逆解压缩单元51对上述压缩附加信息进行解压缩，将附加信息提供到第2附加信息结合单元46。第2附加信息结合单元46将上述附加信息结合到被图像解压缩单元3解压缩的图像数据上，将得到的显示数据提供到图像显示单元47。
根据这样的结构，超声波的图像数据以压缩率高的非可逆压缩方式进行最合适的压缩，能够以附加信息完全被还原成原数据的可逆压缩方式进行压缩。其结果，进行与数据的性质对应的压缩，并且能够使数据整体的压缩率变大。
并且，作为非可逆压缩的方式没有特别地指定，只要是像辞典法等那样能够完全译码数据的方式，可以是任意方式。
另外，在本实施方式中，与第3实施方式同样地，设置了选择单元44，能够选择从外部输入的超声波压缩数据和从第1附加信息结合单元43输出的超声波压缩数据中的任意一方，但选择单元44不是必须的。
(第11实施方式)
图16是表示本发明的第11实施方式的超声波诊断装置的概略结构的方框图。在图16中，超声波诊断装置1具有：超声波探针41、第1附加信息分离单元42、图像压缩单元2、第1附加信息结合单元43、选择单元44、第2附加信息分离单元45、图像解压缩单元3、第2附加信息结合单元46、图像显示单元47、第1探针信息取得单元48、第2探针信息取得单元49、可逆压缩单元50以及可逆解压缩单元51。
本实施方式是在第10实施方式的超声波诊断装置的结构的基础上，追加了第1探针信息取得单元48和第2探针信息取得单元49。第1探针信息取得单元48取得来自第1附加信息分离单元42的附加信息中的探针类别信息，并提供到图像压缩单元2。另外，第2探针信息取得单元49取得来自可变解压缩单元51的附加信息中的探针类别信息，并提供到图像解压缩单元3。
关于与探针类别对应地使来自块位置的修正值β的决定方法变化的手法，与第9实施方式相同，则在这里省略。
根据这样的结构，能够与探针类别对应适当地设定块单位的压缩率的变化的方式，并且能够进行与数据的性质对应的压缩，而且使数据整体的压缩率变大。
并且，在本实施方式中，与第3实施方式同样地，设置了选择单元44，能够选择从外部输入的超声波压缩数据和从第1附加信息结合单元43输出的超声波压缩数据中的任意一方，但选择单元44不是必须的。
另外，在本实施方式中，作为探针信息表示了使用探针类别的信息的例子，但探针信息不限于探针类别，也可以使用其他信息。
以上，说明了本发明的几个实施方式，但本发明不限于这些实施方式，还可以以各种方式实施。
工业实用性
本发明尤其能够在对超声波诊断装置中的超声波图像进行压缩并记录或传送而对压缩图像进行解压缩显示的情况下很好地被利用。根据本发明，原图像的画质(分辨率)在帧内以一定的规则性变化时，不用对块单位的压缩参数进行编码，就能在帧内使压缩率变化。

Claims (9)

1.一种图像压缩装置，其特征在于，包括：
块分割单元，将输入的扇形超声波图像的超声波图像数据分割成多个块；
DCT变换单元，按照每个上述块进行DCT变换；
量子化系数输出单元，输出表示量子化细度的数值即量子化系数；
修正值算出单元，以随着超声波图像数据的块的位置在深度方向上越深压缩率越小的方式算出修正值；
量子化单元，根据将从上述量子化系数输出单元输出的量子化系数与从上述修正值算出单元输出的修正值相乘而得到的值，对经上述DCT变换后的数据进行量子化；以及
编码单元，对经量子化后的数据进行编码并输出压缩数据。
2.一种图像解压缩装置，其特征在于，包括：
译码单元，对经编码后的压缩数据进行译码；
逆量子化系数输出单元，由上述压缩数据求出逆量子化系数并输出；
修正值算出单元，以随着超声波图像数据的块的位置在深度方向上越深压缩率越小的方式算出修正值；
逆量子化单元，根据将从上述逆量子化系数输出单元输出的逆量子化系数与从上述修正值算出单元输出的修正值相乘而得到的值，按照每个上述块对上述译码单元的输出数据进行逆量子化；以及
逆DCT变换单元，对经逆量子化后的数据进行逆DCT变换并输出压缩前的超声波图像数据。
3.一种超声波诊断装置，其特征在于，
包括：
超声波探针，向测定对象物以扇形形状发送超声波并接收来自上述测定对象物的反射波，并将其变换成电信号；
图像压缩装置，将超声波图像数据压缩为压缩数据，该超声波图像数据是对从超声波探针得到的反射波信号进行处理而得到的；以及
图像解压缩装置，对上述压缩数据进行解压缩而得到上述超声波图像数据，
上述图像压缩装置具有：
块分割单元，将输入的扇形超声波图像的超声波图像数据分割成多个块；
DCT变换单元，按照每个上述块进行DCT变换；
量子化系数输出单元，输出表示量子化细度的数值即量子化系数；
第1修正值算出单元，以随着超声波图像数据的块的位置在深度方向上越深压缩率越小的方式算出修正值；
量子化单元，根据将从上述量子化系数输出单元输出的量子化系数与从上述第1修正值算出单元输出的修正值相乘而得到的值，对经上述DCT变换后的数据进行量子化；以及
编码单元，对经量子化后的数据进行编码并输出压缩数据，
上述图像解压缩装置具有：
译码单元，对经编码后的压缩数据进行译码；
逆量子化系数输出单元，由上述压缩数据求出逆量子化系数并输出；
第2修正值算出单元，其包含与所述第1修正值算出单元相同的单元，并算出与上述第1修正值算出单元所算出的修正值相同的修正值；
逆量子化单元，根据将从上述逆量子化系数输出单元输出的逆量子化系数与从上述第2修正值算出单元输出的修正值相乘而得到的值，按照每个上述块对上述译码单元的输出数据进行逆量子化；以及
逆DCT变换单元，对经逆量子化后的数据进行逆DCT变换并输出压缩前的上述超声波图像数据。
4.如权利要求3所述的超声波诊断装置，其特征在于，上述第1修正值算出单元以及上述第2修正值算出单元为，用二维数值表示上述块的位置，并由上述二维数值算出上述修正值。
5.如权利要求3或4所述的超声波诊断装置，其特征在于，上述第1修正值算出单元以及上述第2修正值算出单元为，算出在组合多个上述块而成的区域内通用的值，来作为上述修正值。
6.如权利要求3所述的超声波诊断装置，其特征在于，上述第1修正值算出单元以及上述第2修正值算出单元为，通过参照预先存储的表示上述块的位置和上述修正值之间的关系的表格，算出与上述块的位置对应的上述修正值。
7.如权利要求3所述的超声波诊断装置，其特征在于，
包括：
第1附加信息分离单元，从自上述超声波探针得到的超声波图像数据分离出图像数据和附加信息；
第1探针信息取得单元，从由上述第1附加信息分离单元输出的附加信息中取得探针信息；
第1附加信息结合单元，对上述附加信息和被上述图像压缩装置压缩后的图像数据进行结合；
第2附加信息分离单元，将由上述第1附加信息结合单元结合后的超声波压缩数据分离成图像数据和附加信息；
第2探针信息取得单元，从由上述第2附加信息分离单元输出的附加信息中取得探针信息；以及
第2附加信息结合单元，对由上述第2附加信息分离单元输出的附加信息和被上述图像解压缩装置解压缩后的图像数据进行结合，
上述第1修正值算出单元算出修正值，该修正值除了由上述图像数据的块位置信息、还由上述探针信息唯一确定。
8.如权利要求3所述的超声波诊断装置，其特征在于，包括：
第1附加信息分离单元，从自上述超声波探针得到的超声波图像数据将附加信息与图像数据分离；
可逆压缩单元，对由上述第1附加信息分离单元分离的附加信息进行可逆压缩；
第1附加信息结合单元，对经上述可逆压缩后的附加信息和被上述图像压缩装置压缩后的图像数据进行结合；
第2附加信息分离单元，将由上述第1附加信息结合单元结合后的压缩数据分离成图像数据和附加信息；
可逆解压缩单元，对由上述第2附加信息分离单元分离后的附加信息进行可逆解压缩；以及
第2附加信息结合单元，对经上述可逆解压缩后的附加信息和被上述图像解压缩装置解压缩后的图像数据进行结合。
9.如权利要求3所述的超声波诊断装置，其特征在于，
包括：
第1附加信息分离单元，从自上述超声波探针得到的超声波图像数据分离出图像数据和附加信息；
第1探针信息取得单元，从由上述第1附加信息分离单元输出的附加信息中取得探针信息；
可逆压缩单元，对上述附加信息进行可逆压缩；
第1附加信息结合单元，将被上述可逆压缩单元可逆压缩后的附加信息与被上述图像压缩装置压缩后的图像数据进行结合；
第2附加信息分离单元，将由上述第1附加信息结合单元结合的超声波压缩数据分离成图像数据和附加信息；
可逆解压缩单元，对由上述第2附加信息分离单元分离后的附加信息进行可逆解压缩；
第2探针信息取得单元，从由上述可逆解压缩单元输出的附加信息中取得探针信息；以及
第2附加信息结合单元，对由上述第2附加信息分离单元输出的附加信息和被上述图像解压缩装置解压缩后的图像数据进行结合，
上述第1修正值算出单元算出修正值，该修正值除了由上述图像数据的块位置信息、还由上述探针信息唯一确定。
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