CN102449499B - 使用自适应数据减少的超声波成像测量装置 - Google Patents

使用自适应数据减少的超声波成像测量装置 Download PDF

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Abstract

本发明的目的是使得能够为使用自适应信号处理和空间平滑执行成像的测量装置实现高速信号处理。所述测量装置通过使用模拟信号产生对象内部的图像数据，所述模拟信号是通过用多个超声波换能设备接收在所述对象内部传播的超声波而获得的，所述测量装置包括：接收信号处理单元，所述接收信号处理单元将所述模拟信号转换为数字信号；计算单元，所述计算单元对所述数字信号执行自适应信号处理，并产生图像信息；和数据减少单元，所述数据减少单元减少从接收信号处理单元传送到计算单元的数字信号的数据量。

Description

使用自适应数据减少的超声波成像测量装置
技术领域
本发明涉及一种接收从对象内发射的超声波并获取对象内部的层析图像或三维图像的测量装置，具体地涉及一种接收超声波并对所获取的接收信号执行自适应信号处理的测量装置。
背景技术
包括多个具有超声波发送/接收功能的超声波换能器(超声波换能设备)的超声波探头被用于在医疗诊断中所使用的测量装置。当通过组合多个超声波而形成的超声波束被从包括这样的多个设备的超声波探头的每个设备发射到对象时，超声波束被从不同声阻抗的区域(即，对象内部的组织之间的边界)反射。然后，以这样的方式产生的超声回波被接收，并基于超声回波的强度配置图像。从而，可在屏幕上再现对象内部的状况。可替换地，存在一种使用弹性波通过光声效应对对象的内部进行成像的方法，所述弹性波以这样的方式被接收，即，脉冲光被发射到对象内部，光能量被吸收，以引起绝热膨胀，结果，绝热膨胀产生弹性波(以下，称为光声波，所述光声波为超声波)。
同时，在雷达等领域中已研发了自适应信号处理。自适应信号处理是指根据传播环境自适应地控制处理参数、捕获所需波和抑制干扰波(噪声分量)的处理。自适应信号处理的示例包括方向性限制功率最小化(DCMP)方法，该方法用于在下述状态下使信号功率最小，在所述状态下，当多个设备接收超声波并将所述波转换为接收信号(模拟信号)时，对特定方向(所需波到达方向)的灵敏度固定。这样的自适应信号处理对于改进空间分辨率(特别是横向的空间分辨率)是有效的。
这里，已知的是，当噪声分量和所需波彼此不相关时，以上DCMP方法是有效的，但是如当噪声分量和所需波彼此相关时那样不能应用DCMP方法。具体地讲，当接收到与所需波相关的噪声分量时，形成定向接收模式，所述定向接收模式在不同于所需波方向的噪声分量方向上也具有反相灵敏度。这是因为为了使输出信号最小，试图通过将噪声分量与反相的所需波相加来使输出信号近似为零。
同时，当执行使用超声波发送/接收或光声效应的成像时，噪声分量与所需波高度相关。这是因为当超声波被用于成像时，主要噪声分量由从不同于所需波方向的方向反射的发送波引起，由此，噪声分量与所需波高度相关。另外，当光声效被用于成像时，入射光由于散射效应大范围扩散，因此，大范围发生的超声波极有可能彼此高度相关。
空间平滑是一种使得DCMP甚至对这样高度相关的噪声也能工作的技术。根据空间平滑，从相关矩阵提取多个部分矩阵，并对提取的部分矩阵进行平均，以获得用于计算最佳权重的部分相关矩阵。这可避免在噪声分量方向上具有灵敏度，因此超声波诊断装置也可具有与DCMP相同的改进横向空间分辨率的效果。在″IEEE Trans.Acoust.，Speech，Signal Process.，Vol.ASSP-33，No.3，第527-536页(1985年6月)中定义了空间平滑。另外，美国专利No.6,798,380公开了一种在测量装置中使用Capon方法(空间平滑技术之一)的现有技术，其表明当使用Capon波束形成时，部分相关矩阵的计算变得复杂。
如上所述，为了去除与所需波相关的噪声分量，执行自适应信号处理的测量装置必须使用空间平滑。因此，测量装置必须具有能够高速处理部分相关矩阵的信号处理部分。当部分相关矩阵被信号处理时，数据量与单个参数成比例地增加，所述单个参数诸如接收信号的比特宽度、设备数量和采样时间。存在这样的问题，即，数据传送到计算部分的时间和计算部分执行诸如部分相关矩阵处理的自适应信号处理的计算时间太慢，以致于不能赶上图像显示重写时间(刷新速率)。
发明内容
为了解决以上问题，提出本发明，本发明的目的是提供一种能够为自适应信号处理提供高速信号处理的测量装置。
根据本发明的测量装置是通过使用模拟信号产生对象内部的图像数据的测量装置，所述模拟信号是通过用多个超声波换能设备接收在所述对象内部传播的超声波而获得的，所述测量装置包括：接收信号处理单元，所述接收信号处理单元将所述模拟信号转换为数字信号；计算单元，所述计算单元对所述数字信号执行自适应信号处理，并产生图像信息；和数据减少单元，所述数据减少单元减少从接收信号处理单元传送到计算单元的数字信号的数据量。
根据本发明的另一测量装置是通过使用模拟信号产生对象内部的图像数据的测量装置，所述模拟信号是通过用多个超声换能设备接收在所述对象内部传播的超声波而获得的，所述测量装置包括：接收信号处理单元，所述接收信号处理单元将所述模拟信号转换为数字信号；计算单元，所述计算单元对所述数字信号执行自适应信号处理，并产生图像信息；和产生器，当执行从模拟信号到数字信号的转换时，所述产生器产生指令信号，所述指令信号向接收信号处理单元指示采样频率，其中，所述产生器能够将所述采样频率变为比参考采样频率低的采样频率，并通过变为该低的采样频率来减少传送到计算单元的数据量。
使用空间平滑进行成像的测量装置可高速执行信号处理。
从以下结合附图进行的描述，本发明的其它特征和优点将清楚，在附图中，相似的附图标记在所有图中指代相同或类似的部分。
附图说明
图1是示出根据第一实施例和第二实施例的超声波诊断装置的配置的框图。
图2是示出常规超声波诊断装置的配置的框图。
图3是说明接收部分和相位匹配计算部分的内部配置的说明图。
图4是根据第一实施例的数据减少部分的配置图。
图5A和5B均是根据第二实施例的数据减少部分的配置图。
图6A、6B、6C和6D均是说明根据第二实施例的数据减少处理的说明图。
图7是示出根据第三实施例的超声波诊断装置的配置的框图。
图8A、8B、8C和8D均是说明第三实施例的图像显示方法的说明图。
具体实施方式
现在将参照附图对本发明的优选实施例进行详细描述。
以下，将参照附图对本发明的实施例进行详细描述。
(常规实施例)
首先，将参照图2的框图对普通的超声波诊断装置的内部配置进行描述，图2示出常规超声波诊断装置(测量装置)的配置。超声波诊断装置的内部配置包括超声波探头10、输入操作部分1、发送/接收控制部分2、发送部分3、作为接收信号处理单元的接收部分4、相位匹配计算部分5、信号处理部分6、扫描转换器7、图像数据存储部分8和图像显示部分9。
超声波探头10被用于与对象接触，并将超声波束发送到对象和从对象接收超声波束。超声波探头10包括多个超声波换能器(超声波换能设备)，每个超声波换能器基于施加的驱动信号发送超声波束，接收在对象中反射和传播的超声回波，并将超声回波转换为作为模拟信号的接收信号，并输出接收信号。超声波换能器按1维或2维布置，以构成换能器阵列(设备阵列)。
超声波换能器包括振荡器，每个振荡器具有形成在压电材料(压电体)的两端上的电极，所述压电材料诸如以PZT(锆钛酸铅：Pb(lead)Zirconate Titanate)为例的压电陶瓷和以PVDF(聚偏氟乙烯：PolyVinylidene DiFluoride)为例的聚合物压电设备。可替换地，具有不同转换系统的多种设备可被用作超声波换能器。例如，这样进行配置，即，将前述振荡器用作发送超声波的设备；并将光学检测系统中的超声波换能器用作接收超声波的设备。光学检测系统中的超声波换能器将超声波束转换为用于检测的光信号，并且例如，包括Fabry-Perot共振器或光纤Bragg光栅。可替换地，可使用电容超声波换能器。
当操作者将指令和信息输入到超声波诊断装置时，使用输入操作部分1。输入操作部分1包括键盘、调节按钮、包括鼠标的定点设备等。
发送/接收控制部分2包括处理器和软件。基于从输入操作部分1输入的指令和信息，发送/接收控制部分2控制超声波诊断装置的发送部分3、接收部分4和相位匹配计算部分5中的每个块。
发送部分3包括多个通道的驱动电路，每个通道的驱动电路产生要供给到多个超声波换能器的多个通道的驱动信号(Tx-out)。这里，作为示例，超声波诊断装置具有总共64个通道。这里，一个通道对应于一个设备。
图3示出接收部分4和相位匹配计算部分5的内部配置。接收部分4从每个超声波换能器接收模拟信号。首先，接收部分4的LNA(低噪声放大器)31放大每个模拟接收信号(Rx-in)100。然后，TGC(时间增益补偿)放大器32进一步放大模拟接收信号。模拟放大处理使得接收信号电平可与A/D转换器的输入信号电平匹配。从TGC放大器32输出的放大模拟信号被输入到AAF(抗混叠滤波器：Anti Alias Filter)33，在AAF 33中，为了去除混叠噪声，执行LPF(低通滤波器)处理。此外，A/D转换器34将模拟信号转换为数字信号，并以50MHz的采样频率产生12比特数字信号。对于每个通道产生12比特数字信号，因此，在图3中产生总共64个通道的数字信号。因此，作为数字信号的回波检测数据101的传送速率可如下以bps(比特每秒)为单位表达，bps是比特速率单位。
12比特×50MHz×64通道＝38.4Gbps
相位匹配计算部分5是执行用于匹配回波检测数据101的相位的延迟和求和处理(即，接收焦点处理)的电路。相位匹配计算部分5将所需的焦点延迟施加于存储在FIFO(先进先出)35中的多个通道的回波检测数据101，然后执行求和处理。从而，产生相位匹配数据102，其指示沿着所需扫描线的超声波信息。这里，相位匹配计算部分5的移位寄存器延迟线、数字微延迟设备、求和加法器等包括使用FPGA等的硬件块。指出，相位匹配计算部分5可包括CPU(中央处理单元)和软件或者它们的组合。
从A/D转换器34输出并输入到相位匹配计算部分5的回波检测数据101在特定时间段内存储在相位匹配计算部分5的FIFO 35中，以便获得适于从发送/接收控制部分2供给的延迟量数据104的焦点延迟。经过焦点延迟的每个通道的数据选自存储在FIFO 35中的时序回波检测数据101，并被乘以对于接收焦点处理所需的权重数据105。乘以权重数据105的每个通道的数据经过相邻通道之间的竞赛图(tournament)(梯图：ladder)求和处理。最后，对64个通道的数据相加，以输出相位匹配数据102，相位匹配数据102指示沿着所需扫描线的超声波信息。
输入到相位匹配计算部分5的12比特回波检测数据101乘以8比特权重数据105以产生20比特数据，该20比特数据经过64个通道的相加处理，最后，输出26比特数据。相位匹配数据102的传送速率可如下用比特速率表达。
26比特×50MHz＝1.3Gbps
作为输入/输出比特速率比，实现大约1/30压缩。
信号处理部分6对由相位匹配计算部分5对其进行接收焦点处理的相位匹配数据102执行包络检测和STC(灵敏度时间增益控制)，以产生称为A模式的图像数据(图像信息)。A模式图像数据为1维图像数据。在将数据临时存储在图像数据存储部分8中的同时，以帧为单位产生图像数据的扫描转换器7产生称为B模式的二维图像(层析图像)数据。二维图像数据被输出到图像显示部分9，并在图像显示部分9上显示为层析图像。指出，还可通过对超声波探头进行平面操作来从二维图像数据产生三维图像数据，以使该三维图像数据显示为三维图像。
(第一实施例)
接下来，图1示出根据本发明的第一实施例的超声波诊断装置。图1与示出常规的普通超声波诊断装置的图2的不同之处在于，相位匹配计算部分5和信号处理部分6分别被作为数据减少单元的数据减少部分11和作为计算单元的计算部分12替换。
为了改进方位角分辨率，本实施例使用DCMP方法作为自适应信号处理。如“背景技术”中所述，接收信号包含与所需波相关的噪声分量，因而必须应用空间平滑。根据空间平滑，从相关矩阵提取多个部分矩阵，并对提取的部分矩阵进行平均，以获得用于计算最佳权重的部分相关矩阵。部分相关矩阵Rpxx可用以下表达式计算。指出，N表示要提取的部分矩阵的数量，M表示通过K-N+1计算的部分矩阵的大小。另外，Zn表示当部分矩阵被平均时的权重系数。Zn是Zn＝1/N的简单平均，但是可使用Hamming窗、Hanning窗、Dolph-Chebycheff窗等作为权重函数。
(表达式1)
R pxx = Σ n = 1 N z n E [ X n ( t ) X n H ( t ) ]
Xn(t)＝[Xn(t)，Xn+1(t)，…，Xn+M-1(t)]T(n＝1，2，…，N)
从如此计算的部分相关矩阵Rpxx并基于获得的信息，估计所需波到达方向；设置合适的约束条件以应用DCMP方法。从而，即使当接收到与所需波高度相关的噪声分量时，也可避免在噪声分量方向上具有灵敏度。计算部分12对通过DCMP方法获得的计算结果执行包络检测、STC处理等，以产生A模式图像数据(图像信息)。所产生的A模式图像数据被输出到扫描转换器7。
需要计算部分12执行对部分相关矩阵的高速计算以及通过DCMP方法的高速计算，以输出图像数据。因此，计算部分12可包括用于执行高速信号处理的DSP(数字信号处理器)13。计算部分12还包括用于预留计算所需的储存存储区的D-RAM 14以及其它硬件计算单元。指出，显而易见的是，不总是需要DSP，可使用通用处理器来代替，只要该处理器能够以足够高的速度操作即可。
当计算部分12使用所有通道的回波检测数据101计算部分相关矩阵时，产生一帧图像数据的时间比对于常规相位匹配计算部分5的时间长。当显示图像的刷新速率延迟时，像逐帧观看的图像那样显示再现的图像。而且，在测量装置的成本和大小有限的设备环境下，用于提高计算速度的硬件加强也有限，因而需要计算处理的一些简化。鉴于此，本实施例的超声波诊断装置包括新的数据减少部分11，以便减少要输入到计算部分12的计算数据103的量。
图4示出数据减少部分11的配置示例，在该示例中，使用相位匹配计算部分5的功能的一部分。本实施例的数据减少部分11通过将相邻设备之间的回波检测数据相加来减少数据量。与相位匹配计算部分5相比，数据减少部分11无需进行接收焦点处理，因此无需具有权重数据105，因此无需连接至FIFO级输出的权重乘法器。通过此，用于相邻通道的加法器的比特数量减少。例如，将两个通道的数据相加以产生13比特数据，将四个通道的数据相加以产生14比特数据。当要输出到计算部分12的计算数据103以比特速率表达时，(1)当数据没有减少时，比特速率如以下401所示；(2)当两个通道的数据组合时，比特速率如以下402所示；(3)当四个通道的数据组合时，比特速率如以下403所示。
401：64通道×12比特×50MHz＝38.4Gbps
402：32通道×13比特×50MHz＝20.8Gbps
403：16通道×14比特×50MHz＝11.2Gbps
通道数量减少得越多，成比例地，计算数据103的传送速率降低得越多。指出，相邻通道的回波检测数据101的相加和组合可降低计算数据103的传送速率，但是不可避免地涉及图像质量的劣化。换句话讲，计算数据103的传送速率和图像质量是权衡的。鉴于此，本实施例被配置为使得：可同时执行多个减少处理，所述多个减少处理每个具有不同的数据减少量，并提供作为切换单元的选择器37以使得操作者可任意设置数据传送速率(图像质量)。更具体地讲，本实施例被配置为：在实际观看显示在图像显示部分9上的超声波图像的同时，操作者可从输入操作部分1使用发送/接收控制部分2的选择器切换输出106来任意切换相邻通道的相加数量。
如上所述，可使将相邻通道相加的数据减少部分11改变计算数据103到计算部分12的传送速率(数据减少量)，从而操作者可任意减少数据传送时间和计算时间。指出，以上描述提供减少处理的两个选择(包括不减少的三个选择)：一个用于减少两个通道，另一个用于减少四个通道，但是三个或更多个减少处理也可以是可选的。指出，通道的相加数量无需是2的幂，但是相邻的三个或五个通道的回波检测数据可被相加和组合。
(第二实施例)
第一实施例集中于通过将相邻通道相加的减少处理，但是第二实施例将集中于通过如下控制采样频率的减少处理。指出，除数据减少部分11之外的配置与第一实施例的配置相同，因此，将省略其描述。
图5A示出通过采样频率的数据减少部分11的配置。由接收部分4的A/D转换器34采样的回波检测数据101以与50MHz采样时钟频率同步的方式被写入到数据减少部分11的FIFO 35。数据减少部分11包括输入时钟分频器38和能够选择采样时钟频率的选择器39。数据减少部分11可使用由选择器39从写入到FIFO 35的回波检测数据101选择的时钟频率来执行时间间隔减少处理，以将减少的计算数据103输出到计算部分12。指出，可基于来自发送/接收控制部分2的选择器切换输出106来选择选择器39。像第一实施例那样，在本实施例中，操作者也可通过操作输入操作部分1来任意切换选择器39。
图6A、6B、6C和6D分别是当分别以50MHz、25MHz、16.7MHz和12.5MHz的采样频率输入回波检测数据101时的标绘图。计算数据103的各个比特速率如下。
图6A 50MHz：12比特×64通道×50MHz＝38.4Gbps
图6B 25MHz：12比特×64通道×25MHz＝19.2Gbps
图6C 16.7MHz：12比特×64通道×16.7MHz＝12.8Gbps
图6D 12.5MHz：12比特×64通道×12.5MHz＝9.6Gbps
当采样频率为50MHz时，不执行减少处理，因此，比特速率变为最大。当采样频率为25MHz、16.7MHz和12.5MHz时，其比特速率分别变为最大比特速率的1/2、1/3和1/4。
指出，采样时钟频率的降低可降低计算数据103的传送速率，但是增大时间间隔，因此，不可避免地涉及超声波图像的图像质量的劣化。换句话讲，计算数据103的传送速率和图像质量是权衡的。根据本实施例，操作者可通过切换作为切换单元的选择器39来任意设置数据减少量，因此，操作者可获得所需图像质量的超声波图像。更具体地讲，当操作者在实际观看显示在图像显示部分9上的超声波图像的同时操作输入操作部分1时，与该操作对应的选择器切换输出106从发送/接收控制部分2被输出到选择器39，因此，可任意切换图像质量(数据传送速率)。
可替换地，计算部分12可通过插值(interpolating)从数据减少部分11接收的计算数据103来产生原始采样速率数据。当可高速执行通过计算部分12的计算(诸如部分相关矩阵计算)时，这是有效的，但是数据传送是个瓶颈。这样的插值可产生高时间分辨率图像。另外，可根据操作者的操作来开启或切断插值。
如上所述，可使切换采样时钟频率的数据减少部分11改变计算数据103到计算部分12的传送速率，从而操作者可任意减少数据传送时间和计算时间。指出，在以上描述中，三种类型的减少处理(25MHz、16.7MHz和12.5MHz)是可选的，但是四种或更多种减少处理可以是可选的。
还指出，采样频率无需是回波检测数据101的采样频率(这里，50MHz)的整数分之一，而是可以是使用非整数分频器的非整数分之一(比如，1/2.5，即，20MHz)。更具体地讲，当模拟信号100被转换为数字信号时，使接收部分4的A/D转换器34可变地控制采样频率，从而可提供与通过如图5A中所述的数据减少部分11的数字信号的减少处理相同的功能或者更高的功能。
图5B示出当模拟信号100被转换为数字信号101时可变地控制采样频率的方法。在这种情况下，与通过数字信号的减少处理不同，PLL(锁相环)时钟发生器被用作产生采样频率的时钟发生器(产生向接收部分指示采样频率的指令信号的产生器)。PLL时钟发生器使得可自由设置振荡频率，因此，可以以较小的单位设置采样频率。
PLL时钟发生器是可通过下述方式使具有精确同步频率的信号振荡的设备，即，检测用作参考频率(50MHz)的输入信号与输出信号之间的相位差，并控制VCO(通过电压改变频率的振荡器)和电路回路。通过将频率设置值供给到该设备，可在25-50MHz范围内以几Hz为单位设置采样频率。因此，可动态地可变地控制计算数据103的比特速率。
也就是说，PLL时钟发生器可将采样频率变为比参考采样频率低的频率。因此，变为较低采样频率减少传送到计算单元的数据量。换句话讲，在图5B的配置中，接收部分本身用作数据减少单元。而且，操作者可使用输入操作部分1的标度盘来任意地设置采样频率，因此，可比使用选择器39更灵活地改变比特速率。
(变型)
数据减少处理不限于前述第一实施例和第二实施例的方法，而是可通过截取回波检测数据101的较低位比特(减少比特数量)来执行数据减少处理。例如，当12比特回波检测数据101降为11比特数据时，比特速率如下。
11比特×64通道×50MHz＝35.2Gbps
可替换地，下述方法是足够有效的，在该方法中，数据减少部分11执行数据压缩处理，计算部分12执行数据扩展处理。另外，下述方法也是有效的，在该方法中，从组合相邻通道之间的数据的方法(第一实施例)、降低采样频率的方法(第二实施例)、截取较低位比特的方法和压缩数据的方法中组合任何两种或更多种方法。
(第三实施例)
本发明的第一实施例和第二实施例描述了使用DCMP方法和空间平滑的成像，但是操作者可能更喜欢通过不使用自适应信号处理的常规超声波诊断装置(图2和图3)的相位匹配计算获得的图像。也就是说，可预料到，存在这样一些操作者，他们认为通过熟悉的图像质量而不是通过高分辨率图像质量，更易于检测异常器官。当确定哪种成像方法对于检测更好时，通常是在比较实际图像之后。因此，根据本实施例的超声波诊断装置在屏幕上显示使用两种或更多种成像方法的图像。
图7是示出根据本实施例的超声波诊断装置的配置的框图。本实施例的超声波诊断装置被配置为这样的装置，该装置具有与常规配置相同的相位匹配计算部分5和信号处理部分6的功能，以及与第一实施例和第二实施例的配置相同的数据减少部分11和计算部分12的功能这二者。
从接收部分4输出的回波检测数据101被发送到相位计算部分5和数据减少部分11这二者。并行执行这两种处理，两种类型的图像数据106和107被发送到扫描转换器7。扫描转换器7临时将两种类型的图像数据106和107存储在图像数据存储部分8中。然后，扫描转换器7选择存储的两种类型的图像数据，以在图像显示部分9上同时或者逐个地显示两个图像。
图8A示出将两种类型的图像数据并排地输出到图像显示部分9的图像显示方法(1)。两个图像都同时显示在一个屏幕上，在所述屏幕上，经过常规相位匹配的图像108显示在左侧，经过自适应信号处理的图像109显示在右侧。由于图像处理不同，即使要观测的同一器官也不同地显现。因此，当两个图像同时显示时，更容易比较这两个图像，从而可改进诊断图像精度。
图8B和图8C均示出图像显示方法(2)，在图像显示方法(2)中，切换两个图像以分别输出到图8B和8C中的图像显示部分9。可交替地切换图8B中示出的经过常规相位匹配的图像108和图8C中示出的经过自适应信号处理的图像109，以在一个屏幕上显示。由于图像处理不同，即使要观测的同一器官也不同地显现。因此，当两个图像被切换以显示在同一屏幕上时，更易于比较两个图像，从而可改进诊断图像精度。
图8D示出图像显示方法(3)，在图像显示方法(3)中，两个图像重叠地输出到图像显示部分9。其中必要的感兴趣区域经过自适应信号处理的图像109与经过常规相位匹配的图像108重叠，以显示在一个屏幕上。由于图像处理不同，即使要观测的同一器官也不同地显现。因此，当仅必要的感兴趣区域重叠显示时，更易于比较这两个图像，从而可改进诊断图像精度。
指出，图像显示方法(1)至(3)集中于常规图像108和经过自适应信号处理的图像109的两屏显示，但是图像显示方法也可同样应用于显示每个具有不同减少量(即，图像质量)的两个或更多个图像。而且，当通过(例如，每一屏)按时间在第一实施例的通道求和减少与第二实施例的采样减少之间进行切换来产生图像时，每个通过不同方法产生的多个图像可同时在一屏中输出到图像显示部分9。
而且，例如，如果仅感兴趣区域需要以高分辨率显示、而其它区域保持以低分辨率显示不成问题，则可有利地通过执行速度焦点处理来仅对必要部分执行自适应处理，而不降低整个帧速率。
而且，下述方法是有效的，在所述方法中，当相对于对象操作超声波探头时，使用运动传感器等检测超声波探头的运动；并在低速移动的高分辨率显示与高速移动的速度焦点显示之间切换减少处理。
此外，除了通常包括选择器开关的输入操作部分1的键盘和定点设备之外，超声波探头本身也可包括选择器开关，以便切换图像显示方法。通过超声波探头本身包括操作部分的这种配置，操作者可在相对于对象操作超声波探头的同时切换屏幕。因此，这对于改进操作效率是有效的。
如上所述，使在屏幕上显示图像的扫描转换器7对图像显示部分9切换显示方法，从而操作者可在比较诊断图像的同时观测多个诊断图像。指出，本发明的切换单元还可被配置为使得：当对接收信号执行自适应信号处理时，可在具有本发明的减少处理的操作与不具有本发明的减少处理的操作之间进行切换。
而且，本发明的“自适应信号处理”不限于实施例中所使用的DCMP方法和空间平滑。雷达领域中的任何公知的普通的自适应信号处理当应用于测量装置时随着数据量增大引起问题，因此在本发明的范围内。
而且，本发明的“超声波”是这样的概念，其不仅包括当超声波从超声波探头发射到对象时在对象内部反射的回波超声波，而且还包括光声波，所述光声波是通过发射到对象的脉冲光使对象内部的光吸收体膨胀而产生的弹性波。
本发明不限于以上实施例，并可在本发明的精神和范围内进行各种改变和修改。因此，为了向公众告知本发明的范围，提出以下权利要求。
本申请要求于2009年5月27日提交的日本专利申请No.2009-127829和于2010年3月24日提交的日本专利申请No.2010-068568的优先权，在此通过引用并入这两篇专利申请的全部内容。

Claims (21)

1.一种测量装置，所述测量装置通过使用模拟信号产生对象内部的图像数据，所述模拟信号是通过用多个超声波换能设备接收在所述对象内部传播的超声波而获得的，所述测量装置包括：
接收信号处理单元，所述接收信号处理单元将所述模拟信号转换为数字信号；
计算单元，所述计算单元对所述数字信号执行利用空间平滑的自适应信号处理，并产生图像信息；
数据减少单元，所述数据减少单元减少从接收信号处理单元传送到计算单元的数字信号的数据量；和
扫描转换器，所述扫描转换器基于图像信息在显示部分上显示图像，其中
所述数据减少单元执行第一数据减少处理和第二数据减少处理，所述第二数据减少处理与第一数据减少处理具有不同的数据减少量，并且
所述扫描转换器切换使用第一数据减少处理后的减少的数字信号所形成的图像和使用第二数据减少处理后的减少的数字信号所形成的图像以进行显示。
2.根据权利要求1所述的测量装置，其中，
所述数据减少单元能够执行包括第一数据减少处理和第二数据减少处理在内的多个数据减少处理，每一个数据减少处理具有不同的数据减少量，并且
所述测量装置还包括选择单元，所述选择单元能够选择由数据减少单元执行的数据减少处理。
3.根据权利要求1和2中的任何一个所述的测量装置，其中，所述数据减少单元通过将相邻的超声波换能设备之间的接收信号相加来减少数据量。
4.根据权利要求1和2中的任何一个所述的测量装置，其中，所述数据减少单元通过降低经数字转换的接收信号的采样频率来减少数据量。
5.根据权利要求4所述的测量装置，其中，所述计算单元对通过降低经数字转换的接收信号的采样频率而减少的数据进行插值。
6.根据权利要求4所述的测量装置，还包括：
产生器，当执行从模拟信号到数字信号的转换时，所述产生器产生指令信号，所述指令信号向接收信号处理单元指示采样频率，
其中，所述产生器能够将所述采样频率变为比参考采样频率低的采样频率，并通过变为该低的采样频率来减少传送到计算单元的数据量。
7.根据权利要求1和2中的任何一个所述的测量装置，还包括：
延迟和求和单元，所述延迟和求和单元匹配要接收的信号的相位；
信号处理部分，所述信号处理部分对相位匹配的信号执行信号处理；和
切换单元，所述切换单元用于同时或交替地显示由计算单元产生的图像和由信号处理部分产生的图像。
8.一种测量装置，所述测量装置通过使用模拟信号产生对象内部的图像数据，所述模拟信号是通过用多个超声波换能设备接收在所述对象内部传播的超声波而获得的，所述测量装置包括：
接收信号处理单元，所述接收信号处理单元将所述模拟信号转换为数字信号；
计算单元，所述计算单元对所述数字信号执行利用空间平滑的自适应信号处理，并产生图像信息；
数据减少单元，所述数据减少单元减少从接收信号处理单元传送到计算单元的数字信号的数据量；和
扫描转换器，所述扫描转换器基于图像信息在显示部分上显示图像，其中
所述数据减少单元执行第一数据减少处理和第二数据减少处理，所述第二数据减少处理与第一数据减少处理具有不同的数据减少量，并且
所述扫描转换器将使用第一数据减少处理后的减少的数字信号所形成的图像和使用第二数据减少处理后的减少的数字信号所形成的图像显示在同一屏幕上。
9.根据权利要求8所述的测量装置，其中，
所述数据减少单元能够执行包括第一数据减少处理和第二数据减少处理在内的多个数据减少处理，每一个数据减少处理具有不同的数据减少量，并且
所述测量装置还包括选择单元，所述选择单元能够选择由数据减少单元执行的数据减少处理。
10.根据权利要求8和9中的任何一个所述的测量装置，其中，所述数据减少单元通过将相邻的超声波换能设备之间的接收信号相加来减少数据量。
11.根据权利要求8和9中的任何一个所述的测量装置，其中，所述数据减少单元通过降低经数字转换的接收信号的采样频率来减少数据量。
12.根据权利要求11所述的测量装置，其中，所述计算单元对通过降低经数字转换的接收信号的采样频率而减少的数据进行插值。
13.根据权利要求11所述的测量装置，还包括：
产生器，当执行从模拟信号到数字信号的转换时，所述产生器产生指令信号，所述指令信号向接收信号处理单元指示采样频率，
其中，所述产生器能够将所述采样频率变为比参考采样频率低的采样频率，并通过变为该低的采样频率来减少传送到计算单元的数据量。
14.根据权利要求8和9中的任何一个所述的测量装置，还包括：
延迟和求和单元，所述延迟和求和单元匹配要接收的信号的相位；
信号处理部分，所述信号处理部分对相位匹配的信号执行信号处理；和
切换单元，所述切换单元用于同时或交替地显示由计算单元产生的图像和由信号处理部分产生的图像。
15.一种测量装置，所述测量装置通过使用模拟信号产生对象内部的图像数据，所述模拟信号是通过用多个超声波换能设备接收在所述对象内部传播的超声波而获得的，所述测量装置包括：
接收信号处理单元，所述接收信号处理单元将所述模拟信号转换为数字信号；
计算单元，所述计算单元对所述数字信号执行利用空间平滑的自适应信号处理，并产生图像信息；
数据减少单元，所述数据减少单元减少从接收信号处理单元传送到计算单元的数字信号的数据量；和
扫描转换器，所述扫描转换器基于图像信息在显示部分上显示图像，其中
所述数据减少单元执行第一数据减少处理和第二数据减少处理，所述第二数据减少处理与第一数据减少处理具有不同的数据减少量，并且
所述扫描转换器将使用第一数据减少处理后的减少的数字信号所形成的图像和使用第二数据减少处理后的减少的数字信号所形成的图像重叠地输出到显示部分以进行显示。
16.根据权利要求15所述的测量装置，其中，
所述数据减少单元能够执行包括第一数据减少处理和第二数据减少处理在内的多个数据减少处理，每一个数据减少处理具有不同的数据减少量，并且
所述测量装置还包括选择单元，所述选择单元能够选择由数据减少单元执行的数据减少处理。
17.根据权利要求15和16中的任何一个所述的测量装置，其中，所述数据减少单元通过将相邻的超声波换能设备之间的接收信号相加来减少数据量。
18.根据权利要求15和16中的任何一个所述的测量装置，其中，所述数据减少单元通过降低经数字转换的接收信号的采样频率来减少数据量。
19.根据权利要求18所述的测量装置，其中，所述计算单元对通过降低经数字转换的接收信号的采样频率而减少的数据进行插值。
20.根据权利要求18所述的测量装置，还包括：
产生器，当执行从模拟信号到数字信号的转换时，所述产生器产生指令信号，所述指令信号向接收信号处理单元指示采样频率，
其中，所述产生器能够将所述采样频率变为比参考采样频率低的采样频率，并通过变为该低的采样频率来减少传送到计算单元的数据量。
21.根据权利要求15和16中的任何一个所述的测量装置，还包括：
延迟和求和单元，所述延迟和求和单元匹配要接收的信号的相位；
信号处理部分，所述信号处理部分对相位匹配的信号执行信号处理；和
切换单元，所述切换单元用于同时或交替地显示由计算单元产生的图像和由信号处理部分产生的图像。
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