JP2006000421A - Ultrasonic blood-flow imaging apparatus - Google Patents

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Abstract

<P>PROBLEM TO BE SOLVED: To provide an ultrasonic blood-flow imaging apparatus which can generate a wide range of BMI (Blood Motion Imaging) image data excellent in dynamic display. <P>SOLUTION: When the BMI image data are generated by sequentially transmitting and receiving ultrasonic waves at predetermined intervals Tr in a plurality of directions of a subject, reception signals from the predetermined direction are collected M-times at intervals Tx (Tx=M×Tr) by so-called M-stage constant-interval alternate scanning wherein the transmission and reception of the ultrasonic wave in a plurality of other directions (M-1) are sequentially performed during the time from the first transmission and reception of the ultrasonic wave in the predetermined direction to the next transmission and reception of the ultrasonic wave. FIR filtering for extracting a reflected wave component from a blood cell is performed for the reception signals with a prescribed depth, which are acquired at the intervals Tx in each of a plurality of scanning directions, and the plurality of BMI image data in a plurality of time phases are generated according to data of a data string which is sequentially outputted by the FIR filtering. <P>COPYRIGHT: (C)2006,JPO&NCIPI

Description

本発明は、被検体から得られる超音波受信信号に基づいて血流の可視化を行なう超音波血流イメージング装置に関する。 The present invention relates to an ultrasonic blood flow imaging apparatus that performs visualization of the blood flow based on ultrasonic reception signals obtained from the subject.

超音波診断法は、超音波プローブに内蔵された圧電振動子から発生する超音波を被検体内に放射し、被検体組織の音響インピーダンスの差異によって生ずる反射波を前記圧電振動子によって受信してモニタ上に表示するものである。 Ultrasonic diagnostic method, the ultrasonic waves generated from the piezoelectric transducers built in the ultrasonic probe radiates into the subject, and receives reflected waves caused by the difference in acoustic impedance of the subject tissue by the piezoelectric vibrator it is intended to be displayed on the monitor. この診断方法は、超音波プローブを体表に接触させるだけの簡単な操作でリアルタイムの2次元画像データが容易に得られるため、臓器の機能診断や形態診断に広く用いられている。 The diagnostic method for real-time two-dimensional image data can be easily obtained by simple operation of contacting the ultrasonic probe to the body surface, it is widely used in the function diagnosis or morphological diagnosis of an organ.

被検体の組織あるいは血球からの反射波により生体情報を得る超音波診断法は、超音波パルス反射法と超音波ドプラ法の2つの大きな技術開発により急速な進歩を遂げ、上記技術を用いて得られるBモード画像とカラードプラ画像は、今日の超音波診断において不可欠なものとなっている。 Diagnostic ultrasound to obtain biometric information by the reflected wave from tissue or blood cells of the subject, rapid progress by two major technical development of ultrasonic pulse reflection method and the ultrasonic Doppler method, obtained using the technique B-mode image and a color Doppler image that is has become indispensable in the ultrasonic diagnostic today.

カラードプラ画像の観測が可能な従来の超音波血流イメージング装置では、同一方向にN回の超音波送受波を行い、このとき得られるN個のデータ数(以下では、パケットと呼ぶ。)から超音波送受波方向における血流の平均速度や分散、更にはパワー値の算出と表示を行なってきた。 Color Doppler image observation conventional ultrasound blood flow imaging apparatus capable performs N times ultrasonic transmitter in the same direction, this time the N number of data obtained (hereinafter, referred to as a packet.) From average velocity and variance of the blood flow in the ultrasonic transmitter direction, further has been subjected to display the calculated power values.

このような、血流の平均速度、分散、パワーの表示を行なう従来のカラードプラ法の他に、近年、赤血球からの反射波の干渉に起因するスペックルデータを高速度で収集し、得られたスペックルデータを通常の速度にスローモーション表示して血流の流れを可視化する方法が提案されている(例えば、特許文献1参照。)。 Such an average blood flow velocity, dispersion, in addition to the conventional color Doppler method for displaying power, in recent years, to collect speckle data resulting from the interference of the reflected waves from the red blood cells at a high rate, obtained how to visualize the flow of slow motion view and bloodstream speckle data to the normal speed it has been proposed (e.g., see Patent Document 1.). この方法によれば、スペックルの微妙な時間的及び空間的な変化を連続して捉えることができるため、上述のカラードプラ法と比較して血流情報を実際に流れているように可視化することが可能となる。 According to this method, it is possible to capture continuously subtle temporal and spatial variation of the speckle, as compared to the color Doppler method described above is visualized as actually flowing blood flow information it becomes possible.

図14は、上述の特許文献1に記載されている方法における走査方法とデータ処理方法を示した図であり、図14(a)の横軸は時間、縦軸は走査方向に対応し、各点は超音波送受波に対応している。 Figure 14 is a diagram showing a scanning method and a data processing method in the method described in Patent Document 1 described above, the horizontal axis of FIG. 14 (a) time, and the vertical axis corresponds to the scanning direction, each point corresponds to the ultrasonic transmitter. 例えば、セクタ走査によって所定断面の超音波走査を行なう場合、時間間隔(以下、レート周期と呼ぶ。)Trで方向Rp(p=1乃至P)に対する超音波送受波を繰り返し複数の走査SP1,SP2,SP3,・・・・を行なう。 For example, when performing ultrasonic scanning of a predetermined cross-section by the sector scanning, the time interval (hereinafter, referred to as rate period.) A plurality of scan repeat the ultrasonic transmitter with respect to the direction Rp (p = 1 to P) with Tr SP1, SP2 , SP3, perform ....

そして、例えば、走査RP1乃至RP6における超音波送受波によって時間間隔Tx(Tx=Tr・P)で得られた所定送受波方向RPpの6つの受信信号をパケットとして血流情報の検出を行なう。 Then, for example, to detect blood flow information six received signals by ultrasonic transmitter in the scanning RP1 to RP6 obtained at time intervals Tx (Tx = Tr · P) predetermined transducing direction RPp as packets. 但し、従来のカラードプラ法では上記パケット内の全データに対してフィルタ処理を行ない送受波方向Rpの所定位置における血流の平均速度、分散、パワーの算出を行なってきたが、この方法においては、例えば、送受波方向Rpにおいて時間間隔Txで連続して得られる3つの受信データを単位としてFIR(Finite Impulse Response)フィルタ処理を行ない、パワーを計算する。 However, the average velocity of the blood flow in the predetermined position of the wave transceiver direction Rp performs filter processing on all the data in the packet is a conventional color Doppler method, the dispersion has been made to calculate the power, in this method , for example, performs a FIR (Finite Impulse Response) filter three reception data obtained continuously at time intervals Tx in transducing direction Rp as a unit, to calculate the power. 従来法では、1つのパケット内で平均したパワーデータを1個出力するのに対して、この方法では1つのパケット内で複数(図14では4個)のパワーデータを出力する。 In the conventional method, the power data averaged within a packet whereas outputs one, and outputs the power data of a plurality (in FIG. 14 4) in a single packet in this way.

図14(b)は、前記パワーデータによる画像データ(以下では、BMI画像データと呼ぶ。)Fd1、Fd2、・・・と、このBMI画像データと並行して生成される組織画像データ(所謂、Bモード画像データ)Fb1、Fb2、・・・を模式的に示しており、横軸は画像の収集順序、縦軸は走査方向に対応している。 FIG. 14 (b), the image data according to power data (hereinafter, referred to as BMI image data.) Fd1, Fd2, · · · and the tissue image data (so-called, which is generated in parallel with the BMI image data, B-mode image data) Fb1, Fb2, · · · shows schematically, the horizontal axis acquisition order of the image, the vertical axis corresponds to the scanning direction. そして、BMI画像データFd1を構成する送受波方向Rpのデータ(以下、BMIデータと呼ぶ。)は、走査SP1乃至SP3によって得られた受信信号に対してFIRフィルタ処理を行なうことによって得られ、このような処理を全ての送受波方向R1乃至RPに対して行なうことによってBMI画像データFd1が生成される。 Then, data transmission and reception wave direction Rp which constitute a BMI image data Fd1 (hereinafter, referred to as BMI data.) Is obtained by performing a FIR filtering process on the received signal obtained by scanning SP1 to SP3, this BMI image data Fd1 is generated by performing the processing for all transducing direction R1 to RP as.

同様にして、BMI画像データFd2乃至Fd4も、走査SP2乃至SP4、SP3乃至SP5、SP4乃至SP6の受信信号に対するFIRフィルタ処理によって生成される。 Similarly, BMI image data Fd2 to Fd4 also generated by the FIR filter processing for scanning SP2 to SP4, SP3 to SP5, SP4 to SP6 of the received signal. 即ち、6つの受信信号から構成されたパケットの中の連続した3つの受信信号を用いてFIRフィルタ処理を行なうことにより4枚のBMI画像データFd1乃至Fd4を得ることができる。 That is, it is possible to obtain the BMI image data Fd1 to Fd4 of four by performing FIR filtering using six three received signals continuous in the packet made up of the received signal.

このような処理によって、時間方向に隣接するBMI画像データ間(例えば、BMI画像データFd1とFd2)のフレーム間時間間隔はTxとなり、フレーム間時間間隔がN・Tx(N=6)のカラードプラ画像データの場合と比較して高いフレームレートでBMI画像データを生成することが可能となる。 Such processing, color Doppler between BMI image data adjacent in the time direction (e.g., BMI image data Fd1 and Fd2) interframe time interval Tx next, time interval between frames N · Tx (N = 6) it is possible to generate a BMI image data at a higher frame rate as compared with the case of the image data.

次いで、上述の方法によって高速で生成したBMI画像データを通常の表示スピードに変換することによって短時間で変化するスペックルデータを連続して映像化することができ、このスペックルデータの移動情報に基づいて血流の流れを可視化することが可能となる。 Then, in succession speckle data that changes in a short time by converting the BMI image data generated by the high speed by the method described above to the normal display speed can be imaged, the movement information of the speckle data based flow blood flow it is possible to visualize.
米国特許第6277075号明細書(第5−9頁、第2−6図) U.S. Patent No. 6277075 (5-9 pages, the 2-6 view)

しかしながら、上述の特許文献1の方法によって血球からの反射波に起因したスペックルデータを広範囲で連続して映像化することは実際には困難である。 However, it is practically difficult to image continuously speckle data due to reflected waves from the blood cells by the method of Patent Document 1 described above in a wide range.

何故ならば、上述のスペックルデータを空間的及び時間的に連続して観察するには、(1)BMI画像データを構成する隣接BMIデータ(例えばRRpとRRp+1)のスペックルデータに強い相関がある程度に超音波送受波間隔dは十分密であること、(2)折り返りが発生しない程度の高い繰り返し周波数fx(fx=1/Tx)で所定方向Rpの超音波送受波が行なわれること、(3)少ないデータ数(Nx=3<N)によるフィルタ処理によって、生体組織からの反射波と血球からの反射波を分離し血流情報のみを感度よく抽出することが可能なこと、(4)生体組織からの反射波と血球からの反射波が分離できる程度に前記繰り返し周波数fxが低いこと、等の条件を満たす必要があるからである。 Because, to observe the speckle data above spatially and temporally continuously, the strong correlation speckle data (1) adjacent BMI data constituting the BMI image data (e.g. RRp and RRp + 1) it ultrasonic transmitter distance d to the extent sufficient dense, (2) the ultrasonic transmitter in a predetermined direction Rp to the extent that aliasing does not occur with high repetition frequency fx (fx = 1 / Tx) is performed, (3) small by the data number (Nx = 3 <N) filtering by, separating the reflected waves from the reflective wave and the blood cells from the tissue be possible to extract only the high sensitivity blood flow information, (4 ) said repetition frequency fx to the extent that the reflected waves can be separated from the reflected wave and the blood cells from the tissue is low, because there prerequisites in like.

例えば、8MHzの中心周波数をもつ超音波による頚動脈の血流計測において、送受波方向に対する最大血流速度成分が10cm/secの場合、上述の折り返りが発生しない最小繰り返し周波数fxは2.1KHzとなる。 For example, the blood flow measurement of carotid artery with ultrasound having a center frequency of 8 MHz, and the maximum blood flow velocity component for transducing direction is 10 cm / sec, the minimum repetition frequency fx which the aforementioned aliasing does not occur and 2.1KHz Become. ここで、超音波送波繰り返し周波数(レート周波数)fr(fr=1/Tr)を16.8KHzとすれば各々の2次元走査において可能な超音波送波回数は8となり、例え4方向に対する並列同時受信を適用した場合であっても32方向に対する受信信号に基づいて1枚のBMI画像データを生成することになる。 Here, the ultrasonic transmitting times as possible in the two-dimensional scanning of 16.8KHz Tosureba each ultrasonic transmitting repetition frequency (rate frequency) fr (fr = 1 / Tr) is 8, and the parallel for four directions even It will produce a single BMI image data on the basis even in the case of applying the simultaneous reception in the reception signal with respect to 32 directions.

即ち、特許文献1の方法によって生成されるBMI画像データは、十分密な間隔で配置された32本のBMIデータによって構成されなくてはならないため、十分な視野幅(走査幅)を得ることができない。 That, BMI image data generated by the method of Patent Document 1, since the must be composed of 32 pieces of BMI data arranged in sufficiently closely spaced, it is possible to obtain a sufficient viewing range (scanning width) Can not. 又、視野幅を広げるために上述の2次元走査を2つ以上のブロックで行ない、得られた複数のBMI画像データを合成する方法も考えられるが、この方法によれば、合成されたBMI画像データは時相の不連続なBMI画像データによって合成されるためその境界において許容できない不連続が発生し診断能を著しく低下させる。 Further, the two-dimensional scanning as described above in order to widen the field width is performed in two or more blocks, can be considered a method of combining a plurality of BMI image data obtained, according to this method, combined BMI image data significantly reduces the diagnostic performance discontinuity occurs unacceptable at the boundary to be synthesized by discontinuous BMI image data of time phase.

一方、前記並列同時受信によって受信方向数を更に増加させる方法は、送信超音波ビームの拡散に伴って所定方向に対する送受信感度が劣化し、又、受信回路が複雑となるため限界がある。 On the other hand, a method of further increasing the number of receive direction by the parallel simultaneous reception, transmission and reception sensitivity is degraded with respect to a predetermined direction with the spread of the transmitted ultrasonic beam, also receiving circuit is limited to become complicated.

本発明は、上述の問題点に鑑みてなされたものであり、その目的は、動態表示に優れた広範囲のBMI画像データの生成を可能とする超音波血流イメージング装置を提供することにある。 The present invention has been made in view of the above problems, and an object thereof is to provide an ultrasonic blood flow imaging apparatus capable of generating a wide range of BMI image data with excellent dynamic display.

上記課題を解決するために、請求項1に係る本発明の超音波血流イメージング装置は、超音波振動子を備えた超音波プローブと、前記超音波振動子を用いて被検体の所定走査方向に対して超音波送受波を行う超音波送受波手段と、この超音波送受波手段により、所定の方向を基準方向として前記基準方向を含む所定領域における複数の方向に対し超音波送受波を順次行なった後、前記基準方向に対して所定間隔ずつ離れた方向を新たな基準方向として前記新たな基準方向を含む所定領域における複数の方向に対し超音波送受波を順次行なう超音波走査を複数回繰り返す走査制御手段と、この走査制御手段により、前記所定領域の複数の方向から得られた各々の受信信号に対してフィルタ処理を行なって、前記被検体の血球の流れに起因した受 In order to solve the above problems, an ultrasonic blood flow imaging apparatus of the present invention according to claim 1, an ultrasonic probe having an ultrasonic vibrator, a predetermined scanning direction of the object using the ultrasonic vibrator a ultrasonic transmitter means for performing ultrasonic transmitter, the ultrasonic transducing means, the ultrasonic transmitter to a plurality of directions in a predetermined region including the reference direction in a predetermined direction as a reference direction sequentially against after performing a plurality of times sequentially performed ultrasonic scanning the ultrasonic transmitter to a plurality of directions in a predetermined region including the new reference direction and a direction away by a predetermined distance with respect to the reference direction as a new reference direction a scanning control unit to repeat, this scan control unit, said performing filtering process on each of the received signals obtained from a plurality of directions in a predetermined area, due to the flow of blood cells in the subject receiving 信号成分を検出するフィルタリング手段と、このフィルタリング手段によって順次出力されるデータ列の各データに基づいてスペックルの変化を表示した画像データを生成する画像データ生成手段と、生成された前記画像データを表示する表示手段を備えたことを特徴としている。 And filtering means for detecting a signal component, and image data generating means for generating image data displaying the change of the speckle on the basis of the data of the data string is sequentially outputted by the filtering means, the generated the image data It is characterized by comprising a display means for displaying.

又、請求項2に係る本発明の超音波血流イメージング装置は、超音波振動子を備えた超音波プローブと、前記超音波振動子を用いて被検体の所定走査方向に対して超音波送受波を行う超音波送受波手段と、この超音波送受波手段により、所定の方向を基準方向として前記基準方向を含む所定領域における複数の方向に対し超音波送受波を順次行なった後、前記基準方向に対して所定間隔ずつ離れた方向を新たな基準方向として前記新たな基準方向を含む所定領域における複数の方向に対し超音波送受波を順次行なう超音波走査を複数回繰り返す走査制御手段と、この走査制御手段により、前記所定領域の複数の方向から得られた各々の受信信号に対してフィルタ処理を行なって、前記被検体の血球の流れに起因した受信信号成分を検出するフ The ultrasonic blood flow imaging apparatus of the present invention according to claim 2, the ultrasonic probe having an ultrasonic vibrator, an ultrasonic transmission and reception with respect to a predetermined scanning direction of the subject by using the ultrasonic vibrator a ultrasonic transmitter means for performing a wave, this ultrasonic transmitter means, were successively subjected to ultrasonic transmitter to a plurality of directions in a predetermined region including the reference direction in a predetermined direction as a reference direction, the reference a scanning control unit to repeat a plurality of times successively performed ultrasonic scanning the ultrasonic transmitter to a plurality of directions in a predetermined region including the new reference direction and a direction away by a predetermined distance as a new reference to the direction, the scanning control means, off for detecting the by performing filtering process on each of the received signals obtained from a plurality of directions in a predetermined area, the received signal components due to the flow of blood cells of the subject ルタリング手段と、このフィルタリング手段によって順次出力されるデータ列の各データに基づいて時相の異なる複数枚のスペックルの変化を表示した画像データを生成する画像データ生成手段と、この画像データ生成手段によって生成された複数枚の前記画像データの画像間処理によって血流データを生成する流れデータ生成手段と、生成された血流データを表示する表示手段を備えたことを特徴としている。 And Rutaringu unit, an image data generation means for generating image data displaying the change of a plurality of speckles of different time phases based on the data of the data string is sequentially outputted by the filtering means, the image data generating means is characterized by comprising the flow data generating means for generating a blood flow data, display means for displaying the generated blood flow data by inter-image processing of the image data of the plurality generated by.

本発明によれば、動態表示に優れた広範囲のBMI画像データの生成が可能となる。 According to the present invention, it is possible to produce a wide range of BMI image data with excellent dynamic display.

以下、図面を参照して本発明の実施例を説明する。 Hereinafter, with reference to the accompanying drawings illustrating the embodiment of the present invention.

以下に述べる本発明の実施例では、被検体の複数方向に対し所定間隔Trで順次超音波送受波を行ってBMI画像データの生成を行なう際に、所定方向に対する最初の超音波送受波から次の超音波送受波を行う間に他の複数方向(M−1)に対する超音波送受波を順次行なう、所謂M段の定間隔交互走査によって前記所定方向からの受信信号を間隔Tx(Tx=M・Tr)でM回収集する。 In an embodiment of the present invention described below, when generating BMI image data by performing sequential ultrasonic transmitter at predetermined intervals Tr for multiple direction of the subject, the following from the first ultrasonic transmitter for a given direction ultrasonic sequentially performing ultrasonic transmitter for the other plurality of directions (M-1) while transmitting and receiving waves, so-called M stage of the received signal the distance Tx from the predetermined direction by a constant interval alternately scan (Tx = M of · Tr) in collecting M times.

そして、複数の走査方向の各々において前記間隔Txで得られる受信信号に対し血球からの反射波成分を抽出するためのFIRフィルタ処理を行ない、このFIRフィルタ処理において順次出力されるデータ列のデータに基づいて複数時相における複数枚のBMI画像データを生成する。 Then, performs FIR filtering for extracting a reflected wave component from the blood cells on the received signal obtained by the interval Tx at each of a plurality of scanning directions, the data of the data string is sequentially outputted in the FIR filter processing based generating a plurality of BMI image data at a plurality of time phases.

(装置の構成) (Configuration of the apparatus)
以下では、本発明の実施例における超音波血流イメージング装置の構成と各ユニットの動作につき図1乃至図12を用いて説明する。 Hereinafter, every operation of the configuration and the units of the ultrasound blood flow imaging apparatus in an embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS. 1 to 12. 尚、図1は、本実施例における超音波血流イメージング装置の全体構成を示すブロック図であり、図2及び図4は、この超音波血流イメージング装置を構成する送受信部及びデータ生成部の詳細な構成を示すブロック図である。 Incidentally, FIG. 1 is a block diagram showing the entire configuration of an ultrasonic blood flow imaging apparatus of this embodiment, FIGS. 2 and 4, the transceiver unit and a data generating unit that constitutes the ultrasonic blood flow imaging apparatus is a block diagram showing the detailed structure.

図1に示す超音波血流イメージング装置100は、1次元配列された複数の圧電振動子を備え被検体に対して超音波の送受波を行なう超音波プローブ10と、これらの圧電振動子に対して駆動信号を供給すると共に、前記圧電振動子によって得られた受信信号に対して整相加算(所定方向から得られた受信信号を位相合わせして加算)を行なう送受信部20を備え、更に、送受信部20から得られた受信信号に対してBモードデータ、カラードプラデータ、更には、血球からの反射波に起因したスペックル情報に基づくBMIデータの生成を行なうデータ生成部30と、このデータ生成部30において生成された上記データを保存して2次元のBモード画像データ、カラードプラ画像データ、BMI画像データの生成を行なうとともに、前記 Ultrasonic blood flow imaging apparatus 100 shown in FIG. 1 includes an ultrasonic probe 10 for transmitting and receiving ultrasonic waves to a subject comprising a plurality of piezoelectric vibrators arranged one-dimensionally, with respect to these piezoelectric vibrators supplies a drive signal Te, with the transmission and reception unit 20 for performing phasing addition on the received signal obtained by the piezoelectric vibrator (added to the combined phases a received signal obtained from a predetermined direction), and further, B-mode data, color Doppler data to the reception signal obtained from the transmitting and receiving unit 20, furthermore, a data generator 30 for generating the BMI data based on the speckle information due to reflected waves from the blood cells, the data 2-dimensional B-mode image data and store the data generated in the generation unit 30, a color Doppler image data, and performs the generation of BMI image data, wherein MI画像データを用いて血流の流れベクトルデータや流線データを生成するデータ記憶・演算部50と、生成されたこれらの画像データを表示する表示部9を備えている。 A data storage and calculation unit 50 for generating a flow vector data and streamline data of a blood flow by using the MI image data, and a display unit 9 for displaying these image data generated.

更に、超音波血流イメージング装置100は、送受信部20に対して送信超音波の中心周波数とほぼ等しい周波数の連続波あるいは矩形波を発生する基準信号発生部1と、操作者によって被検体情報や装置の設定条件、更には各種コマンド信号等が入力される入力部11と、超音波の走査方向を制御する走査制御部12と、上述の各ユニットを統括的に制御するシステム制御部13を備えている。 Moreover, ultrasound blood flow imaging apparatus 100 includes a reference signal generator 1 for generating a continuous wave or rectangular wave having a frequency substantially equal to the center frequency of the transmitted ultrasonic waves to transmit and receive unit 20, Ya object information by an operator with setting conditions of the apparatus, an input unit 11 further includes the various command signals or the like is input, a scan control unit 12 for controlling the scanning direction of the ultrasound, the system control unit 13 that collectively controls each unit of the above ing.

超音波プローブ10は、被検体の表面に対してその前面を接触させ超音波の送受波を行なうものであり、例えば、1次元配列されたM0個の圧電振動子をその先端部に有している。 The ultrasonic probe 10 is to perform the transmission and reception of the ultrasonic waves is contacted with the front surface to the surface of the object, for example, a M0 pieces of piezoelectric transducers arranged one-dimensionally on its distal end there. この圧電振動子は電気音響変換素子であり、送信時には電気的なパルスを送信超音波に変換し、又、受信時には超音波反射波(受信超音波)を電気信号(受信信号)に変換する機能を有している。 The piezoelectric vibrator is electroacoustic transducer converts electrical pulses to transmit ultrasound at the time of transmission, and, during reception for converting the reflected ultrasonic waves (reception ultrasound) an electrical signal (received signal) Function have.

次に、図2に示した送受信部20は、M0チャンネルの圧電振動子に対して駆動信号を供給する送信部2と、前記圧電振動子によって得られた受信信号に対して整相加算を行なう受信部3を備えている。 Next, the transceiver unit 20 shown in FIG. 2, a transmission unit 2 supplies a drive signal to the piezoelectric vibrator M0 channels, perform phasing addition on the received signal obtained by said piezoelectric vibrator and a receiving unit 3.

送信部2は、レートパルス発生器21と、送信遅延回路22と、駆動回路23を備え、レートパルス発生器21は、基準信号発生部1から供給される連続波を分周することによって送信超音波の繰り返し周期(レート周期)を決定するレートパルスを生成する。 The transmission unit 2, the rate pulse generator 21, a transmission delay circuit 22, a drive circuit 23, the rate pulse generator 21, transmits greater by dividing the continuous wave which is supplied from the reference signal generating unit 1 It generates rate pulses for determining the repetition period (rate period) of the sound wave. 又、送信遅延回路22は、送信において細いビーム幅を得るために所定の深さに送信超音波を収束するための遅延時間と所定の方向に送信超音波を放射するための遅延時間を前記レートパルスに与える。 The transmission delay circuit 22, the delay time for emitting transmission ultrasounds in order to obtain a narrow beam width in the transmission delay time and a predetermined direction for focusing the transmitted ultrasonic waves at a predetermined depth rate give the pulse. そして、駆動回路23は、超音波プローブ10におけるM0チャンネルの圧電振動子を駆動するための駆動信号を前記レートパルスのタイミングに基づいて生成する。 The drive circuit 23 is generated based on a drive signal for driving the piezoelectric vibrator of M0 channel in the ultrasound probe 10 to the timing of the rate pulse.

一方、受信部3は、プリアンプ24と、A/D変換器25と、ビームフォーマ26を備えている。 Meanwhile, the receiving unit 3 includes a preamplifier 24, an A / D converter 25, a beamformer 26. プリアンプ24は、超音波プローブ10から供給されるM0チャンネルの受信信号を増幅して十分なS/Nを確保するためのものであり、その初段部には駆動回路23から供給される高電圧の駆動信号から保護するための図示しないリミッタ回路が設けられている。 Preamplifier 24 is for amplifying the received signal M0 channels supplied from the ultrasonic probe 10 to ensure a sufficient S / N, the high voltage that the first stage unit which is supplied from the drive circuit 23 limiter circuit (not shown) for protecting the drive signal is provided. このプリアンプ24において所定の大きさに増幅された受信信号は、A/D変換器25にてデジタル信号に変換され、ビームフォーマ26に送られる。 The received signal amplified to the predetermined magnitude in the preamplifier 24 is converted by the A / D converter 25 into a digital signal and sent to the beamformer 26.

ビームフォーマ26は、図示しない遅延回路と加算回路を有し、A/D変換器25においてデジタル信号に変換されたM0チャンネルの受信信号に対して、所定の深さからの超音波反射波を収束するための収束用遅延時間と超音波反射波の受信指向性を順次変更して当該被検体を走査するための偏向用遅延時間を与えた後これらの受信信号を加算合成(整相加算)する。 Beamformer 26 includes a delay circuit and adding circuit, not shown, for the received signal M0 channel that has been converted into a digital signal in the A / D converter 25, converges the reflected ultrasonic wave from a predetermined depth to after giving deflecting delay time for the reception directivity of the convergence delay time and the reflected ultrasonic waves are sequentially changed to scan the object for adding synthesizing these reception signals (phasing addition) . 尚、ビームフォーマ26は、被検体の複数方向から同時に得られる受信超音波の各々を分離して受信する、所謂、並列同時受信機能を有している。 The beam former 26 receives and separates each received ultrasonic wave obtained simultaneously from a plurality of directions of the subject, and has so-called a parallel simultaneous reception function.

このビームフォーマ26によるビームフォーミングには種々の方法があり、例えば、図示しない直交位相検波回路を用いた直交位相検波によって得られた複素信号(I信号及びQ信号)に対して整相加算が行なわれる。 This beam beamforming by former 26 there are various ways, e.g., delay-and-sum is performed on the complex signal obtained by the quadrature phase detection using the quadrature phase detection circuit (not shown) (I signal and Q signal) It is.

次に、走査制御部12は、被検体に対して2次元の超音波走査を行なうために、上述の送信遅延回路22の送信遅延時間及びビームフォーマ26の受信遅延時間を制御する。 Next, the scan control unit 12, in order to perform the two-dimensional ultrasound scan to the subject, controls the reception delay time of the transmission delay time and the beamformer 26 of the transmission delay circuit 22 described above. 特に、カラードプラ画像データやBMI画像データを生成する場合には、定間隔交互走査法によってI/Q信号の収集を行なう。 In particular, when generating a color Doppler image data and BMI image data, the collection of I / Q signal by a constant interval alternating scan method. 尚、定間隔交互走査については特許第2772049号公報に記載されている。 Incidentally, it is described in Japanese Patent No. 2772049 for a constant interval alternately scanned.

図3は、本実施例におけるBMI画像データの生成において用いる定間隔交互走査法について示したものであり、横軸は走査方向θ1乃至θP、縦軸は時間に対応し、超音波の送受波方向は紙面に垂直な方向に対応している。 Figure 3 is an illustration for a constant interval alternating scan method used in generating the BMI image data in the present embodiment, the horizontal axis corresponds to the scanning direction θ1 to [theta] P, the vertical axis represents time, ultrasonic transducing direction corresponds to the direction perpendicular to the paper surface. 尚、本実施例では、8段の定間隔交互走査を用いた場合について述べるが、これに限定されない。 In the present embodiment, although described case of using a constant spacing alternately scan the eight stages, but is not limited thereto.

即ち、送受信部20は、走査制御部12から供給される走査制御信号に従って、先ずθ1乃至θ8に対するレート周期Trの超音波送受波により第1の走査SP1を行ない、次いで、θ2乃至θ9に対してレート周期Trの超音波送受波により第2の走査SP2を行なう。 That is, the transceiver unit 20, according to the scan control signal supplied from the scanning control unit 12, the ultrasonic transmitter of the rate cycle Tr for First θ1 to θ8 performs first scanning SP1, then against θ2 to θ9 performing a second scan SP2 by ultrasonic transmitter rate cycle Tr.

同様にして、走査方向を1つずつシフトさせながら第3以降の走査SP3,SP4,・・・を繰り返すことによって、例えば、走査方向θ8では、走査SP1乃至走査SP8によって受信信号a1乃至a8が収集され、走査方向θ9では、走査SP2乃至走査SP9によって受信信号b1乃至b8が、又、走査方向θ10では、走査SP3乃至走査SP10によって受信信号c1乃至c8が収集される。 Similarly, third and subsequent scan SP3, SP4 while shifting the scanning direction one by one by repeating ..., for example, in the scanning direction .theta.8, the received signal a1 to a8 by scanning SP1 to scan SP8 collection is, in the scanning direction [theta] 9, the received signal b1 to b8 by scanning SP2 to scan SP9, also the scanning direction [theta] 10, the received signal c1 to c8 are collected by the scanning SP3 to scan SP10. そして、走査方向θ11以降についても同様にして受信信号d1乃至d8、e1乃至e8・・・が収集される。 Then, the received signal d1 to d8, e1 to e8 · · · are collected in the same manner for the scanning direction θ11 later.

次に、図4に示したデータ生成部30は、上述の受信部3のビームフォーマ26から出力された受信信号を信号処理してBモードデータを生成するBモードデータ生成部4とカラードプラデータを生成するカラードプラデータ生成部5と、BMIデータを生成するBMIデータ生成部6を備えている。 Then, the data generation unit 30 shown in FIG. 4, B-mode data generating unit 4 and the color Doppler data for generating B-mode data the received signal output from the receiving unit 3 of the beamformer 26 above signal processing to a color Doppler data generating unit 5 for generating, has a BMI data generator 6 for generating a BMI data.

Bモードデータ生成部4は、包絡線検波器31と対数変換器32を備えている。 B-mode data generating unit 4 includes an envelope detector 31 and the logarithmic converter 32. この包絡線検波器31は、受信部3のビームフォーマ26から出力された受信信号(複素信号)の絶対値を算出することによって包絡線検波を行ない、対数変換器32は、包絡線検波後の受信信号に対する対数変換処理によって小さな信号振幅を相対的に強調して走査方向単位のBモードデータを生成する。 The envelope detector 31 performs envelope detection by calculating the absolute value of the received signal outputted from the beam former 26 of the receiver 3 (complex signal), logarithmic converter 32, after envelope detection the small signal amplitude by logarithmic conversion process relatively emphasized to produce the B-mode data in the scanning direction units to receive signals.

カラードプラデータ生成部5は、I/Q信号記憶回路34、MTIフィルタ35、自己相関演算器36及び速度・分散・パワー算出回路37を備えている。 Color Doppler data generating unit 5 is provided with an I / Q signal storage circuit 34, MTI filter 35, an autocorrelation calculator 36 and the speed-distribution and power calculation circuit 37.

そして、受信部3のビームフォーマ26から供給される複素信号は、I/Q信号記憶回路34に一旦保存され、次いで、高域通過用のデジタルフィルタであるMTIフィルタ35は、定間隔交互走査によってI/Q信号記憶回路34に順次保存された所定走査方向のM個の複素信号を読み出し、この複素信号に対するフィルタ処理によって臓器等の固定反射体からの受信信号成分あるいは臓器の呼吸性移動や拍動性移動などに起因する受信信号成分を除去して血流に起因するドプラ信号成分を抽出する。 Then, the complex signal supplied from the beamformer 26 of the receiving unit 3 is temporarily stored in the I / Q signal storage circuit 34, then, MTI filter 35 is a digital filter for high pass is the constant interval alternately scan sequentially read out the stored M complex signal of a predetermined scanning direction I / Q signal storage circuit 34, respiratory movement and a beat of the received signal components or organs from the fixed reflector organs such as the filter processing for the complex signal by removing the received signal components due to such volatility movement to extract the Doppler signal component due to the blood flow.

次いで、自己相関演算器36は、MTIフィルタ35によって抽出された前記ドプラ信号に対して自己相関値を算出し、速度・分散・パワー算出回路37は、この自己相関値に基づいて血流の平均流速値、分散値、更にはパワー値等を算出して走査方向単位のカラードプラデータを生成する。 Then, the autocorrelation calculator 36 calculates an autocorrelation value for the Doppler signal extracted by the MTI filter 35, the speed-distribution and power calculation circuit 37, the average blood flow on the basis of the autocorrelation value flow rate value, variance value, further generates color Doppler data in the scanning direction unit calculates a power value or the like.

一方、BMIデータ生成部6は、I/Q信号記憶回路38と、FIRフィルタ39と、データシフト回路40を備えており、I/Q信号記憶回路38は、図4において既に述べた定間隔交互走査によって収集された受信信号(複素信号)を一旦保存する。 On the other hand, BMI data generating unit 6, the I / Q signal storage circuit 38, the FIR filter 39 has a data shift circuit 40, I / Q signal storage circuit 38 includes a constant interval alternating already mentioned in FIG. 4 received signals collected by the scanning (complex signal) temporarily stored.

図5は、I/Q信号記憶回路38に保存されたI信号及びQ信号を模式的に示したものであり、走査方向θ8に対応した記憶領域には、走査SP1乃至SP8によって得られたI信号a1(I)乃至a8(I)及びQ信号a1(Q)乃至a8(Q)が保存され、走査方向θ9に対応した記憶領域には、走査SP2乃至SP9によって得られたI信号b1(I)乃至b8(I)及びQ信号b1(Q)乃至b8(Q)が保存されている。 Figure 5 is for the I and Q signals stored in the I / Q signal storage circuit 38 shown schematically, in the storage area corresponding to the scanning direction .theta.8, obtained by scanning SP1 to SP8 I signal a1 (I) to a8 (I) and Q signal a1 (Q) to a8 (Q) is stored in the storage area corresponding to the scanning direction [theta] 9, obtained by scanning SP2 to SP9 I signal b1 (I ) to b8 (I) and Q signals b1 (Q) to b8 (Q) is stored. 更に、走査方向θ10以降に対応した記憶領域の各々にも同様にして8つのI信号とQ信号が保存されている。 Furthermore, eight I and Q signals in the same manner to each of the storage area corresponding to the scanning direction θ10 later is stored.

次に、FIRフィルタ39は、I/Q信号記憶回路38に一旦保存された各走査方向のI/Q信号を読み出し、FIRフィルタ処理を行なう。 Then, the FIR filter 39 reads the I / Q signal of each scanning direction stored temporarily in the I / Q signal storage circuit 38 performs FIR filtering.

図6は、FIRフィルタ処理の原理を示したものであり、例えば、間隔Txで収集されたI/Q信号a1乃至a7に対してフィルタ定数(h1、h2、h3)=(0.5、−1.0,0.5)のFIRフィルタ39を用いた次式(1)のFIRフィルタ処理によって、パワー値データ列A1乃至A5が算出される。 6, which illustrates the principles of the FIR filter, for example, the filter constant (h1, h2, h3) with respect to I / Q signal a1 to a7 collected at intervals Tx = (0.5, - the FIR filtering of the formula (1) using the FIR filter 39 of 1.0, 0.5), the power value data string A1 to A5 are calculated.

尚、図4の定間隔交互走査において収集される受信信号a8、b8、c8、・・・は、M段の交互走査の最初の超音波送受波によって収集されるため、生体深部からの反射波(残響エコー)による影響が他の受信信号と異なる。 The receiving signals collected at regular intervals alternately scan of FIG. 4 a8, b8, c8, · · · are to be collected by the first ultrasonic transmitter alternating scanning of M stages, reflected waves from the living body deep effects of (reverberation echo) is different from the other received signal. このため、上述のフィルタ処理において前記残響エコーが強調されて検出される可能性がある。 Therefore, there is a possibility that the reverberation echo in the filtering process described above is detected is emphasized. 従って、受信信号a8、b8、c8、・・・を用いずにFIRフィルタ処理を行なうことが望ましい。 Thus, the received signal a8, b8, c8, it is desirable to perform FIR filtering without using ....

次に、データシフト回路40は、FIRフィルタ39によって得られた各走査方向のパワー値データ列に対し所定のデータシフトを行なって走査方向単位のBMIデータを生成する。 Next, the data shift circuit 40 generates a BMI data in the scanning direction unit to the power value data string of each scanning direction obtained by the FIR filter 39 performs a predetermined data shift.

図7は、データシフト回路40が行なうパワー値データ列のデータシフトを説明するための図であり、図7(a)の横軸はパワー値データ列A1乃至A5、B1乃至B5、C1乃至C5・・・が得られる走査方向θ8、θ9、θ10、・・・、縦軸は前記パワー値データの各々が得られる走査SP1、SP2,・・・に対応している。 Figure 7 is a diagram for explaining the data shift of the power value data string data shift circuit 40 is performed, the horizontal axis represents the power value data string A1 to A5 of FIG. 7 (a), B1 to B5, C1 to C5 ... is obtained scanning direction θ8, θ9, θ10, ···, and the vertical axis corresponds to the scanning SP1, SP2, ..., each of the power value data is obtained.

一方、図7(b)は、データシフト回路40によるパワー値データ列のデータシフトによって生成されたBMIデータを示しており、データシフト回路40は、FIRフィルタ39によって得られた各走査方向のパワー値データ列Aq、Bq、Cq、・・・(q=1乃至5)をその先頭データA1,B1,C1,・・・が一致するようにシフトしてBMIデータを生成する。 On the other hand, FIG. 7 (b) shows the BMI data generated by the data shift of the power value data sequence by the data shift circuit 40, the data shift circuit 40, each scanning direction of the power obtained by the FIR filter 39 value data string Aq, Bq, Cq, ··· (q = 1 to 5) the head data A1, B1, C1, shifted so ... matches generates the BMI data. そして、生成した走査方向単位のBMIデータを後述のデータ記憶・演算部50におけるデータ記憶部7に保存する。 Then, save the BMI data of the generated scan direction units in the data storage unit 7 in the data storage and calculation unit 50 will be described later.

図1に戻って、データ記憶・演算部50は、データ記憶部7と流れデータ生成部8を備えている。 Returning to FIG. 1, the data storage and computing unit 50 includes a data generating unit 8 flows data storage unit 7.

データ記憶部7は、データ生成部30において走査方向単位で生成されたBモードデータ、カラードプラデータ及びBMIデータを順次保存してBモード画像データ、カラードプラ画像データ及びBMI画像データを生成する。 Data storage unit 7, B-mode image data B-mode data generated by the scanning direction units in the data generating unit 30, the color Doppler data and BMI data are sequentially stored, generates the color Doppler image data and BMI image data.

図8は、データ記憶部7において生成されるBMI画像データを模式的に示しており、図7(b)に示したBMIデータを用いて生成される。 Figure 8 is a BMI image data generated in the data storage unit 7 schematically illustrates, is generated using the BMI data shown in FIG. 7 (b). 例えば、BMI画像データFd1は、走査方向θ8のパワー値A1、走査方向θ9のパワー値B1、走査方向θ10のパワー値C1・・・によって構成され、同様にして、BMI画像データFd2は、走査方向θ8のパワー値A2、走査方向θ9のパワー値B2、走査方向θ10のパワー値C2・・・によって構成される。 For example, BMI image data Fd1, the power value A1 of the scanning direction .theta.8, power value B1 in the scanning direction [theta] 9, is constituted by the power value C1 · · · in the scanning direction [theta] 10, in the same manner, BMI image data Fd2 the scanning direction power value A2 of .theta.8, power value B2 in the scanning direction [theta] 9, constituted by a power value C2 · · · in the scanning direction [theta] 10.

一方、流れデータ生成部8は、データ記憶部7において生成された時相の異なる複数枚のBMI画像データFd1,Fd2,Fd3,・・・を用いて、血球(即ち、スペックルパターン)の移動方向や移動量(あるいは、移動速度)を推定し、更に、これらの結果に基づいて流れベクトルデータや流線データを生成する。 On the other hand, the flow data generating unit 8, BMI image data of a plurality of different time phases generated in the data storage unit 7 Fd1, Fd2, Fd3, using ..., movement of blood cells (i.e., speckle pattern) direction and the shift amount (or moving speed) to estimate, further, generates a flow vector data and streamline data based on these results.

即ち、上述の流れデータ生成部8は、図示しない演算回路を備え、例えば、時間方向に隣接した2枚のBMI画像データを用いた画像間相互相関演算によってこれらの画像データにおけるスペックルパターンの移動量と移動方向を推定し、これらの推定結果に基づいて血液の流れベクトルデータあるいは流線データを生成する。 That is, the flow data generating unit 8 described above, an arithmetic circuit, not shown, for example, the movement of the speckle pattern in these image data by the image mutual correlation operation using two BMI image data adjacent in the time direction to estimate the amount and direction of movement, and generates a flow vector data or streamline data of the blood on the basis of these estimation results.

以下に、流れベクトルの推定方法につき図9を用いて説明する。 It will be described below with reference to attached Figure 9 the estimation method of the flow vector. 流れデータ生成部8は、データ記憶部7において生成された2次元のBMI画像データを、その走査方向及び送受波方向に対して図9に示すような複数のブロックに区分し、例えば、n番目のBMI画像データFdnのブロックB(0,0)とn+1番目のBMI画像データFdn+1の各ブロックとの相互相関係数を算出する。 Flow data generator 8, the two-dimensional BMI image data generated in the data storage unit 7, and divided into a plurality of blocks as shown in FIG. 9 with respect to the scanning direction and the wave transceiver direction, eg, n-th calculating a cross-correlation coefficient between each block of BMI image data Fdn block B (0,0) and (n + 1) th BMI image data Fdn + 1. 尚、図9(a)に示したBMI画像データは5x5のブロックに区分され、更に、各々のブロックは3x3の画素から構成されている場合について示しているが、ブロック数や画素数は上記の値に限定されない。 Incidentally, BMI image data shown in FIG. 9 (a) is divided into blocks of 5x5, further, although each block shows a case which is composed of pixels of 3x3, the number and the number of pixels blocks of the but it is not limited to the value.

即ち、流れデータ生成部8は、BMI画像データFdnのブロックB(0,0)とBMI画像データFdn+1のブロックB(−2,−2)乃至B(2,2)において、同一座標にある画素のパワー値を乗算した後、3x3の画素で得られた乗算結果を加算あるいは加算平均することによってBMI画像データFdnのブロックB(0,0)に対するBMI画像データFdn+1の各ブロックの相互相関係数を算出する。 That is, the flow data generating unit 8, BMI image data Fdn block B (0,0) and BMI image data Fdn + 1 block B (-2, -2) to the B (2, 2), in the same coordinate pixel correlation coefficients of each block after it has been multiplied by the power value, the BMI image data Fdn + 1 for the block B (0,0) of the BMI image data Fdn by adding or averaging the multiplication result obtained in the pixel of 3x3 It is calculated.

次いで、BMI画像データFdnのブロックB(0,0)に対して最も大きな相互相関係数を有するBMI画像データFdn+1のブロックB(α、β)を検出し、ブロックB(0,0)を基準としブロックB(α、β)までの距離や方向に基づいて流れベクトルの大きさ(長さ)と方向を設定する。 Then, BMI image data BMI image data having the largest correlation coefficient for block B (0,0) of Fdn Fdn + 1 block B (alpha, beta) detects, based on the block B (0,0) and block B (alpha, beta) is set the direction and magnitude (length) of the flow vector on the basis of the distance and direction to the. 又、このときBMI画像データFdnのブロックB(0,0)における画素値(パワー値)の平均値や積算値等に基づいて流れベクトルの太さを設定してもよい。 It is also possible to set this time BMI image data pixel values ​​in the block B (0,0) of Fdn thickness of the flow vector on the basis of the average value or integrated value, etc. (power value). そして、上述の相互相関係数の算出と流れベクトルの設定をBMI画像データFdnの他のブロックに対しても行ない、更に、他のBMI画像データにおいても行なう。 Then, the setting of the cross correlation coefficient calculating the flow vectors described above also performed for the other blocks of BMI image data Fdn, further, also performed in other BMI image data.

更に、流れデータ生成部8は、流れベクトルの長さや太さを決定する上述の距離やパワー値に基づいて流れベクトルの表示/非表示を判定する図示しない表示判定部を備え、所定のブロックにおけるパワー値の平均値や積算値等が予め設定された閾値より小さい場合にはノイズと判断し、流れベクトルを非表示に設定する。 Furthermore, the flow data generating unit 8 includes a display determination unit (not shown) determines the display / non-display of the flow vector based on the length and thickness above distance and power value that determines the flow vector, in a given block when the average value or the integration value or the like of the power value is smaller than a predetermined threshold value is judged to noise, it is set to hide the flow vector. 同様にして、前記距離が所定の閾値より大きな場合には折り返し等の理由で相互相関係数が正しく算出されていないと判断し、流れベクトルを非表示に設定する。 Similarly, the distance is determined to cross-correlation coefficient because of the folding or the like if larger than the predetermined threshold value is not properly calculated, is set to hide the flow vector.

次に、表示部9は、図示しない表示用データ生成回路と変換回路とモニタを備え、データ記憶・処理部70において生成されたBモード画像データ、カラードプラ画像データ及びBMI画像データに対して前記表示用データ生成回路は、所定の表示形態に対応した走査変換処理を行なって表示用画像データを生成する。 Next, the display unit 9 is provided with a conversion circuit and a monitor and display data generating circuit, not shown, the B-mode image data generated in the data storage and processing unit 70, the color Doppler image data and BMI image data display data generating circuit generates a display image data by performing a scan conversion process corresponding to a predetermined display form.

そして、前記変換回路は、この表示用画像データに対してD/A変換とテレビフォーマット変換を行なって映像信号を生成し、この映像信号を前記モニタに表示する。 Then, the converting circuit generates a video signal by performing D / A conversion and TV format conversion on the display image data, and displays the video signal on the monitor. 即ち、データ記憶・演算部50のデータ記憶部7において生成された2次元のBMI画像データは、前記表示用データ生成回路による走査変換処理によって図8の模式図に示したセクタ表示方式のBMI画像データFd1,Fd2,Fd3・・・に変換されてモニタに表示される。 That is, the data two-dimensional BMI image data generated in the data storage unit 7 of the storage-arithmetic unit 50, BMI image sectors display system shown in the schematic diagram of FIG. 8 by the scanning conversion processing by the display data generating circuit data Fd1, Fd2, are displayed in the conversion has been monitored Fd3 · · ·.

尚、この表示用データ生成回路は、通常、後述の入力において予め設定される画像表示モードに従ってBモード画像データ、カラードプラ画像データ、BMI画像データ、更には、流れベクトルデータや流線データの中から所望のデータを合成して表示用画像データの生成を行なう。 Incidentally, the display data generating circuit usually, B-mode image data according to the image display mode is preset at the input will be described later, a color Doppler image data, BMI image data, and further, in the flow vector data and streamline data synthesis of the desired data from to for generating the display image data. 例えば、BMI画像データ、流れベクトルデータ、流線データは、Bモード画像データやカラードプラ画像データと合成されて表示部9のモニタに表示される。 For example, BMI image data, the flow vector data, streamline data is displayed B-mode image data and the color Doppler image data and is synthesized on the monitor of the display unit 9.

図10は、流れベクトル表示の具体例を示したものであり、既に述べたように流れデータ生成部8によってBMI画像データに設定された各ブロックの中心を起点として、このBMI画像データにおけるスペックルの移動方向、移動量、更には画素値(スペックルのパワー値)が反映された流れベクトルが表示される。 Figure 10, which shows a specific example of a flow vector display, starting from the center of each block set in BMI image data by the flow data generating unit 8 as already mentioned, the speckle in the BMI image data movement direction, amount of movement, even pixel value (power value of the speckle) flows vector is reflected is displayed. 尚、この流れベクトル表示におけるベクトル数が多すぎて観測が困難な場合には、適当な密度の流れベクトル表示を行なうために上記ベクトルを間引いて表示してもよい。 Incidentally, if difficulty is observed number vector is too large in the flow vector display may be displayed by thinning the vector in order to perform the flow vector display of appropriate density.

一方、図11は、流線表示の具体例を示したものであり、この流線表示における流線の方向や太さの設定方法は上述の流れベクトルの場合と同様である。 On the other hand, FIG. 11 is for showing a specific example of a flow line display, setting the direction and thickness of streamlines at the flow line display is the same as that of the aforementioned flow vector. 例えば、BMI画像データFdnのブロックB(0,0)を基準とした場合、流れデータ生成部8は、このブロックB(0,0)と最も相関が高いBMI画像データFdn+1におけるブロックB(α、β)の位置と前記ブロックB(0,0)の画素のパワー値を検出する。 For example, if with reference to the block B (0,0) of the BMI image data Fdn, flow data generator 8, the block B (alpha in the block B (0,0) and highest correlation BMI image data Fdn + 1, detecting a power value of the position and the pixel of the block B (0,0) of the beta). そして、表示部9は、検出された上記ブロックB(0,0)とブロックB(α、β)の各中心を前記ブロックB(0,0)のパワー値に対応した太さあるいは輝度の線分によって繋いで流線を形成する。 Then, the display unit 9, detected the block B (0,0) and a block B (alpha, beta) thickness or line of luminance corresponding to the power value of the centers of the blocks B (0,0) of connect the minute forming a streamline.

このような演算をBMI画像データFdnにおける他のブロックについても行ない、更に、他のBMI画像データにおいても行なう。 Such operation also performed for the other blocks in the BMI image data Fdn, further, also performed in other BMI image data. 尚、この流線表示は、流れベクトル表示と比較して高密度で連続性に優れた流れの2次元分布を表示することが可能であるが、この場合においても流線数が多すぎて観測が困難な場合には、適当に間引いて表示してもよい。 Incidentally, the flow line display, it is possible to display a two-dimensional distribution of high flows in continuity dense compared to the flow vector display observed even if the number of flow lines is too large in this case If it is difficult, may be displayed appropriately thinned out.

更に、表示部9は、送受信部20やデータ生成部30によって高速で収集された複数枚のBMI画像データを通常の表示速度に変換する、所謂、スローモーション表示機能を有している。 Further, the display section 9 converts the plurality of BMI image data collected by a high speed by the transceiver unit 20 and the data generating unit 30 to the normal display speed, so-called, it has a slow motion display function.

例えば本実施例において、レート周波数frが10KHz、同一送受波方向において間隔Txで収集される受信データ数が8、定間隔交互走査の段数が8、1枚のBMI画像データを構成する画像ラスタ数が128本としたとき、図8に示したBMI画像データFd1,Fd2,Fd3、・・・の画像収集間隔Txは、Tx=8/10KHz=0.8msecとなり、一方、所定領域の画像データ(例えば、送受波方向θ1乃至θPの受信信号によって生成されるBMI画像データの画像収集間隔Tfは(128x8)/10KHz=102msecとなる。 In the present embodiment example, the number of image raster rate frequency fr constitutes 10 KHz, the number of received data collected at intervals Tx in the same wave transceiver direction 8, the number of stages of the regular intervals alternately scanning the 8,1 sheets of BMI image data when There was a 128, BMI image data Fd1, Fd2, Fd3, image acquisition interval Tx of ... shown in FIG. 8, Tx = 8/10 KHz = 0.8 msec. on the other hand, the image data of a predetermined area ( for example, the image collection interval Tf of BMI image data generated by the received signal transducing direction θ1 to θP becomes (128x8) / 10KHz = 102msec.

本実施例では、画像収集間隔Tx=800μsec(即ち、繰り返し周波数が1.25KHz)で高速収集されたBMI画像データを表示する際に、このBMI画像データをそのままのフレームレートで表示部9における通常のモニタに表示することは不可能なため表示速度を変換してスローモーション表示を行なう。 In this embodiment, the image acquisition interval Tx = 800μsec (i.e., the repetition frequency is 1.25 kHz) when displaying BMI image data high-speed sampling, the normal on the display unit 9 of the BMI image data as it frame rate be displayed on the monitor converts the display speed can no longer perform slow motion display.

図12は、スローモーション表示の説明図であり、図12(a)は、データ記憶・演算部50のデータ記憶部7において生成される走査方向θ8乃至θ15のBMI画像データFd1乃至Fd5の生成タイミングを示し、図12(b)は、前記BMI画像データFd1乃至Fd5のスローモーション表示における表示タイミングを示している。 Figure 12 is an explanatory view of a slow motion display, FIG. 12 (a), the generation timing of the BMI image data Fd1 through Fd5 scanning direction θ8 through θ15 are generated in the data storage unit 7 of the data storage and computing unit 50 are shown, FIG. 12 (b) shows a display timing in slow motion display of the BMI image data Fd1 to FD 5.

図12(a)で示すように、走査方向θ8乃至θ15におけるBMI画像データFd1乃至Fd5は、夫々の画像データの繰り返し周期(即ち、走査方向θ1乃至θPの全領域におけるBMI画像データの画像収集間隔)Tf=102msecの中の3.2msecの期間で生成される。 As shown in Figure 12 (a), BMI image data Fd1 through Fd5 in the scanning direction θ8 through θ15 is the repetition period of the image data of each (i.e., image acquisition interval BMI image data in the entire region of the scanning direction θ1 to θP ) is generated in a period of 3.2msec in Tf = 102msec.

このようにして高速で得られた5枚のBMI画像データFd1乃至Fd5を表示する際に、表示部9は、これらのBMI画像データFd1乃至Fd5を例えば20.4msec間隔で読み出してモニタ上に表示することによって連続的なスローモーション表示が可能となる。 When displaying this way five BMI image data Fd1 through Fd5 obtained at high speed, the display unit 9 reads the display on the monitor these BMI image data Fd1 through Fd5 example at 20.4msec intervals continuous slow motion display by is possible.

次に、図1に戻って、入力部11は、操作パネル上に表示パネルやキーボード、トラックボール、マウス、選択ボタン、入力ボタン等の入力デバイスを備え、患者情報の入力、画像データ収集モードや表示モード等の設定、定間隔交互走査選択及び交互段数の設定、種々のコマンド信号の入力等を行なう。 Referring back to FIG. 1, the input unit 11, a display panel or a keyboard on the operation panel, a track ball, mouse, selection buttons, an input device such as an input button, the input of the patient information, the image data acquisition mode Ya settings such as display mode, constant intervals alternating scanning selection and setting of the alternating stages, to input such various command signals.

又、システム制御部13は、図示しないCPUと記憶回路を備え、操作者によって入力部11から入力あるいは設定される上述の各種情報は前記記憶回路に保存される。 Further, the system control unit 13 includes a CPU and a memory circuit (not shown), various types of information described above that is input or set from the input unit 11 by the operator is stored in the storage circuit. 又、この記憶回路には、流れベクトル表示や流線表示における流れベクトルや流線の表示/非表示を判定するための閾値や、相互相関係数を算出する際のブロックサイズ等の値が予め保管されている。 Further, this memory circuit, the threshold and for determining display / non-display of the flow vector and streamline the flow vector display and streamline display, the value of such a block size when calculating the cross-correlation coefficient in advance It is stored.

そして、前記CPUは、これらの情報に基づいて、走査制御部12、送受信部20、データ生成部30、データ記憶・演算部50及び表示部9の制御やシステム全体の制御を統括して行なう。 Then, the CPU, based on these information, the scan control unit 12, transceiver 20, the data generation unit 30 performs oversees control of the overall control and system data storage and computing unit 50 and a display unit 9.

(画像データの生成手順) (Procedure for generating image data)
次に、本実施例におけるBMI画像データ等の生成手順につき図1乃至図12を用いて説明する。 It will now be described with reference to FIGS. 1 to 12 per generation procedure such as BMI image data in the present embodiment.

先ず、超音波血流イメージング装置100の操作者は、入力部11において患者情報の入力、画像データ収集モード及び表示モードの選択、定間隔交互走査における交互段数等の設定を行ない、これらの患者情報、選択情報及び設定情報はシステム制御部13の図示しない記憶回路に保存される。 First, the operator of the ultrasound blood flow imaging apparatus 100, the input of the patient information in the input unit 11, selection of the image data acquisition mode and display mode, make settings for alternating stages like in regular intervals alternately scan, these patient information , selection information and configuration information is stored in a storage circuit (not shown) of the system control unit 13. 尚、以下では、Bモード画像データとBMI画像データに対する収集モードと表示モードを選択し、交互段数を8段に設定した場合について述べるが、これらに限定されない。 In the following, select the acquisition mode and the display mode for the B-mode image data and the BMI image data, although described case of setting the alternate stages to eight stages, but are not limited to.

次いで、入力部11より上記画像データ収集モードの選択情報と交互段数情報を受信したシステム制御部13は、超音波血流イメージング装置100の各ユニットに対してこれらの画像データの生成を行なうための制御信号を供給し、この制御信号を受信した各ユニットは、走査方向θ1乃至θPに対してBモード画像データの生成と8段の定間隔交互走査によるBMI画像データの生成を行なう。 Next, the system control unit 13 from the input unit 11 receives the selection information and alternate stage information of the image data acquisition mode, for performing the generation of image data for each unit of the ultrasound blood flow imaging apparatus 100 supplies a control signal, each unit has received the control signal performs the generation of the BMI image data by constant intervals alternately scan the generation and 8 stages of B-mode image data to the scanning direction θ1 to [theta] P.

BMI画像データの生成に際して、図1のシステム制御部13は、図3に示した走査SP1の走査方向θ1に対して超音波送受波を行なうために送受信部20の送信遅延時間及び受信遅延時間を制御する。 Upon generation of BMI image data, the system control unit 13 of FIG. 1, the transmission delay time and the reception delay time of the transmission and reception unit 20 to perform the ultrasonic transmitter with respect to the scanning direction θ1 of the scanning SP1 shown in FIG. 3 Control. 次いで、図2の送信部2におけるレートパルス発生器21は、基準信号発生部1から供給される基準信号を分周することによって、送信超音波(超音波パルス)のレート周期Trを決定するレートパルスを生成し、このレートパルスをM0チャンネルの送信遅延回路22に供給する。 Then, the rate pulse generator 21 in the transmitting unit 2 of Figure 2, by dividing the reference signal supplied from the reference signal generating unit 1, the rate for determining the rate cycle Tr of transmission ultrasonic waves (ultrasonic pulses) It generates a pulse and supplies the rate pulse to the transmitting delay circuit 22 of M0 channel.

送信遅延回路22は、システム制御部13から供給された遅延時間制御信号に従って、所定の深さに超音波を収束するための収束用遅延時間と走査方向θ1に超音波を放射するための偏向用遅延時間を前記レートパルスに与え、このレートパルスをM0チャンネルの駆動回路23に供給する。 The transmission delay circuit 22 according to the delay time control signal supplied from the system control unit 13, a deflection for emitting an ultrasonic wave to the convergence delay time and the scan direction θ1 for converging the ultrasonic waves at a predetermined depth giving a delay time to said rate pulse and supplies the rate pulse to the M0 channel of the drive circuit 23. そして、駆動回路23は、レートパルスの駆動によって生成されたインパルスあるいは所定波形の駆動信号を、図示しないM0チャンネルのケーブルを介して超音波プローブ10におけるM0チャンネルの圧電振動子に供給し、走査方向θ1に対して送信超音波を放射する。 Then, the drive circuit 23, a driving signal of the impulse or a predetermined waveform generated by the driving of the rate pulse supplied via the cable M0 channels (not shown) to the piezoelectric vibrator of M0 channel in the ultrasound probe 10, the scanning direction emitting a transmission ultrasonic waves to .theta.1.

被検体に放射された送信超音波の一部は、音響インピーダンスの異なる臓器間の境界面あるいは組織にて反射する。 Some of the transmission ultrasounds emitted to the subject is reflected at the boundary surface or tissue between different acoustic impedances organs. 又、この超音波が心臓壁や血球などの動きのある反射体で反射する場合、その超音波周波数はドプラ偏移を受ける。 Also, if the ultrasonic wave is reflected by the reflector in motion such as a heart wall or blood cells, the ultrasonic frequency is subjected to Doppler shift.

被検体の組織や血球にて反射した受信超音波(超音波反射波)は、超音波プローブ10の前記圧電振動子によって受信されて電気信号(受信信号)に変換され、更に、前記M0チャンネルのケーブルを介して受信部3のプリアンプ24に供給され所定の大きさに増幅された後、A/D変換器25にてデジタル信号に変換される。 Receiving ultrasonic waves reflected by the object tissue and blood cells (reflected ultrasonic waves) are received by the piezoelectric transducers of the ultrasonic probe 10 is converted into an electric signal (reception signal), further, the M0 channel after being amplified is supplied to the preamplifier 24 of the receiver 3 through the cable a predetermined size, and is converted by the a / D converter 25 into a digital signal.

そして、デジタル信号に変換されたM0チャンネルの受信信号は、ビームフォーマ26に供給され、直交位相検波して得られたI信号及びQ信号の各々に対して整相加算が行なわれる。 Then, the received signal M0 channel that has been converted into a digital signal is supplied to the beamformer 26, the delay-and-sum is performed on each of the obtained I and Q signals by detecting quadrature phase. そして、整相加算されたI信号及びQ信号は、図4のBMIデータ生成部6におけるI/Q信号記憶回路38に一旦保存される。 Then, I and Q signals are phased and added is temporarily stored in the I / Q signal storage circuit 38 in the BMI data generating unit 6 in FIG.

同様にして、システム制御部13は、走査SP1の走査方向θ2乃至θ8に対し超音波送受波を行なって得られたI/Q信号をBMIデータ生成部6のI/Q信号記憶回路38に保存し、更に、走査SP2の走査方向θ2乃至θ9、走査SP3の走査方向θ3乃至θ10・・・に対する超音波送受波によって得られたI/Q信号もI/Q信号記憶回路38に保存する。 Similarly, the system controller 13 saves the I / Q signals obtained with respect to the scanning direction θ2 to θ8 scan SP1 by performing ultrasonic transmitter to I / Q signal storage circuit 38 of the BMI data generator 6 and, further, the scanning direction θ2 to θ9 scan SP2, I / Q signal obtained by ultrasonic transmitter with respect to the scanning direction θ3 or [theta] 10 · · · scan SP3 also be stored in the I / Q signal storage circuit 38.

一方、FIRフィルタ39は、上述の手順によってI/Q信号記憶回路38に保存された各走査方向のI信号及びQ信号(図5参照)の中から、例えば、走査方向θ8に対して時間間隔Txで得られた走査SP1乃至SP8のI信号a1(I)乃至a8(I)及びQ信号a1(Q)乃至a8(Q)を読み出し、既に示した式(1)に基づくFIRフィルタ処理によってパワー値データ列A1乃至A5を算出する(図6参照)。 On the other hand, FIR filter 39, from the I and Q signals of each scanning direction stored in the I / Q signal storage circuit 38 by the above procedure (see FIG. 5), for example, the time interval with respect to the scanning direction θ8 I signal of the scanning SP1 to SP8 obtained in tx a1 (I) to a8 (I) and Q signal a1 (Q) to a8 reads (Q), the power by already FIR filtering according to equation (1) shown to calculate the value data string A1 to A5 (see FIG. 6). そして、得られたこれらのパワー値データ列をデータシフト回路40の図示しないバッファ回路に一旦保存する。 Then, once it stores these power value data sequence obtained in the buffer circuit (not shown) of the data shift circuit 40.

同様にして、走査方向θ9に対して得られた走査SP2乃至SP9のI信号b1(I)乃至b8(I)及びQ信号b1(Q)乃至b8(Q)、走査方向θ10に対して得られた走査SP3乃至SP10のI信号c1(I)乃至c8(I)及びQ信号c1(Q)乃至c8(Q)・・・・を読み出し、FIRフィルタ処理によって得られたパワー値データ列B1乃至B5、C1乃至C5をデータシフト回路40の前記バッファ回路に保存する(図7(a)参照)。 Similarly, I signal b1 of the resulting scanned SP2 to SP9 to the scanning direction [theta] 9 (I) to b8 (I) and Q signals b1 (Q) to b8 (Q), obtained with respect to the scanning direction θ10 scanning SP3 to SP10 of the I signal c1 (I) or c8 (I) and reads the Q signal c1 (Q) to c8 (Q) · · · ·, the power value data string B1 to B5 obtained by the FIR filter processing stores the C1 to C5 to the buffer circuit of the data shift circuit 40 (see FIG. 7 (a)).

そして、データシフト回路40は、前記バッファ回路に保存された走査方向θ8乃至θPのパワー値データ列に対して、その先頭データA1,B1,C1,・・・が一致するようにデータシフトを行なってBMIデータを生成し、このBMIデータをデータ記憶・演算部50のデータ記憶部7に保存する。 Then, the data shift circuit 40, with respect to said been scanning direction θ8 to θP stored in the buffer circuit power value data string, the first data A1, B1, C1, the data shifted so ... matches conducted It generates BMI data Te and storing this BMI data in the data storage unit 7 of the data storage and calculation unit 50.

次いで、データ記憶・演算部50のデータ記憶部7は、BMIデータ生成部6のデータシフト回路40から供給される走査方向単位のBMIデータを順次保存して2次元のBMI画像データを生成する。 Then, the data storage unit 7 of the data storage and calculation unit 50 sequentially store the BMI data in the scanning direction units supplied from the data shift circuit 40 of the BMI data generating unit 6 generates a two-dimensional BMI image data.

上述のBMI画像データの生成が終了したならば、Bモード画像データを生成するための超音波送受波を行なう。 If generation of the aforementioned BMI image data has been completed, the ultrasonic transmitter for generating a B-mode image data. 即ち、システム制御部13は、走査方向θ1乃至θPにおけるBモードデータを得るために送受信部20の送信遅延時間及び受信遅延時間を制御する。 That is, the system control unit 13 controls the transmission delay time and the reception delay time of the transmission and reception unit 20 to obtain the B-mode data in the scanning direction θ1 to [theta] P. 次いで、送受信部20及び超音波プローブ10は、先ず走査方向θ1に対して超音波送受波を行ない、受信部3のビームフォーマ26において整相加算されたI信号及びQ信号をBモードデータ生成部4に供給する。 Then, the transceiver unit 20 and the ultrasonic probe 10 is first subjected to ultrasonic transmitter relative to the scanning direction .theta.1, phased summed I and Q signals to B-mode data generating unit in the beamformer 26 of the receiver 3 4 for supplying to.

Bモードデータ生成部4の包絡線検波器31は、ビームフォーマ26から出力されたI/Q信号の絶対値を算出することによって包絡線検波を行ない、対数変換器32は、包絡線検波後の受信信号に対して対数変換を行ないBモードデータを生成する。 Envelope detector 31 of the B-mode data generating unit 4, performs envelope detection by calculating the absolute value of the output I / Q signals from the beamformer 26, logarithmic converter 32, after envelope detection generating a B-mode data performs logarithmic transformation on the received signal. そして、生成されたBモードデータは、データ記憶・演算部50のデータ記憶部7に保存される。 Then, B-mode data generated is stored in the data storage unit 7 of the data storage and calculation unit 50.

同様にして、走査方向θ2乃至θPに対して超音波送受波を行ない、得られたBモードデータはデータ記憶部7に保存される。 Similarly, subjected to ultrasonic transmitter relative to the scanning direction θ2 to [theta] P, B-mode data obtained is stored in the data storage unit 7. 即ち、Bモードデータ生成部4において走査方向単位で生成されたBモードデータはデータ記憶部7において順次保存され、2次元のBモード画像データが生成される。 That, B-mode data generated by the scanning direction units in B-mode data generating unit 4 is sequentially stored in the data storage unit 7, 2-dimensional B-mode image data is generated.

一方、流れデータ生成部8は、データ記憶部7に保存された時相の異なる複数枚のBMI画像データの中から時間方向に隣接した2枚のBMI画像データを用いて画像間相互相関演算を行なって、このBMI画像データにおけるスペックルパターンの移動量と移動方向を推定する。 On the other hand, the flow data generating unit 8, the inter-image correlation calculation using two BMI image data time adjacent in the direction from the plurality of BMI image data of different time phases stored in the data storage unit 7 carried out to estimate the direction and amount of movement of the speckle pattern in this BMI image data. そして、これらの推定結果に基づいて血液の流れベクトルデータあるいは流線データを生成し、得られた流れベクトルデータあるいは流線データを前記データ記憶部7に保存する。 Then, to save on the basis of these estimation results to generate a flow vector data or streamline data of the blood, resulting flow vector data or streamline data in the data storage unit 7.

次に、図1の表示部9の図示しない表示用データ生成回路は、データ記憶・処理部70において生成されたBモード画像データとBMI画像データを読み出し、所定の表示形態(セクタ表示)に対応した走査変換処理を行なった後合成して表示用画像データを生成する。 Next, the display data generating circuit (not shown) of the display unit 9 in FIG. 1 reads out the B-mode image data and the BMI image data generated in the data storage and processing unit 70, corresponding to a predetermined display form (sector display) It was synthesized by after performing scan conversion process to generate the display image data. このとき、高速収集された複数枚のBMI画像データを通常のモニタに表示するためのスローモーション表示変換処理が行なわれる。 At this time, slow motion display conversion processing for displaying a plurality of BMI image data high-speed sampling in the normal monitoring is performed.

そして、前記変換回路は、この表示用画像データに対してD/A変換とテレビフォーマット変換を行なって映像信号を生成し、この映像信号を前記モニタに表示する。 Then, the converting circuit generates a video signal by performing D / A conversion and TV format conversion on the display image data, and displays the video signal on the monitor.

又、Bモード画像データに流れベクトルデータあるいは流線データを合成して表示する場合には、流れベクトルデータあるいは流線データに対してもスローモーション表示変換処理を行なった後Bモード画像データとの合成が行なわれる。 Further, when displaying the B-mode image data by combining the flow vector data or streamline data, the B-mode image data after performing the slow motion display conversion processing also with respect to the flow vector data or streamline data synthesis is performed.

以上述べた本発明の実施例によれば、定間隔交互走査法を適用してBMI画像データを生成しているため、極めて高いフレームレートでBMI画像データを得ることができ、従って血球の流れを時間的に連続して観察することが可能となる。 According to an embodiment of the present invention described above, since that is generating the BMI image data by applying a constant interval alternating scan method, it is possible to obtain the BMI image data at a very high frame rate, thus the flow of blood cells it is possible to temporally observed continuously. しかも、前記定間隔交互走査によって空間的にも連続した広範囲のBMI画像データを観察することが可能となる。 Moreover, it is possible to observe a wide range of BMI image data which is continuous in space and by the constant interval alternating scan.

又、高フレームレートで生成された複数のBMI画像データは、本実施例の表示速度変換手段によって通常のモニタで連続して観測することが可能となる。 Further, a plurality of BMI image data generated at a high frame rate, it is possible to observe continuously at normal monitor by the display speed conversion means of the present embodiment. 更に、前記BMI画像データに基づいて生成された流れベクトルデータあるいは流線データの表示によって血流状態を正確かつ定量的に診断することができる。 Furthermore, it is possible to accurately and quantitatively diagnose the blood flow state by a display of the flow vector data or streamline data generated based on the BMI image data.

即ち、本実施例によって得られたBMI画像データや流れベクトルデータ、更には流線データの表示によって、操作者は、広範囲における血流情報を実際に流れているように観察することが可能となるため診断能が大幅に向上するとともに操作者の負担が軽減される。 That is, the present examples resulting BMI image data and the flow vector data, by further displaying the stream line data, the operator is able to observe as actually flowing blood flow information in a wide range burden on the operator is reduced along with the diagnostic performance is greatly improved for.

以上、本発明の実施例について述べてきたが、本発明は上記の実施例に限定されるものでは無く、変形して実施することが可能である。 Having thus described the embodiments of the present invention, the present invention is not limited to the above embodiments, it can be implemented by modifying. 例えば、上述の実施例の定間隔交互走査における超音波受波方向は1つの方向に設定したが、超音波送波方向を中心とした複数方向からの受信超音波を同時に受信する、所謂、並列同時受信を適用してもよい。 For example, although the ultrasonic receiving direction in regular intervals alternating scanning of the above-described embodiments is set to one direction, receives a reception ultrasonic wave from a plurality of directions around the ultrasonic wave transmission direction simultaneously, so-called parallel it may be applied to simultaneous reception. 図13は、図3の定間隔交互走査に対して2段の並列同時受信を適用した場合であり、走査方向θ1乃至θPの各々に対して複数の受信信号が収集される。 Figure 13 is a case of applying the parallel simultaneous reception of two-stage to the constant spacing alternating scan of FIG. 3, a plurality of received signals are collected for each scan direction θ1 to [theta] P. このような並列同時受信法を組み合わせることによってBMI画像データのフレームレートを更に向上させることが可能となる。 It is possible to further improve the frame rate of BMI image data by combining such parallel simultaneous reception method.

又、上述の実施例においては、BMI画像データ間の相互相関処理によってスペックルパターンの移動情報を検出したが、相互相関処理に限定されるものではなく、例えば、対応する画素の画素値(パワー値)の差の絶対値を求め、この絶対値をブロック内で積算するSAD(Sum Absolute Difference)法によって上記移動情報を推定してもよい。 Further, in the above embodiment, the detected movement information of the speckle pattern by the cross-correlation between BMI image data, is not limited to cross-correlation process, for example, the pixel values ​​of corresponding pixels (power the absolute value of the difference value), may be estimated the movement information by SAD (Sum absolute difference) method for integrating the absolute value within the block.

又、上述の表示方法において、BMI画像データ、流れベクトルデータ及び流線データはBモード画像データと合成して表示する場合について述べたが、独立して表示してもよく、カラードプラ画像データと合成表示してもよい。 Further, in the display method described above, BMI image data, the flow vector data and streamline data has been dealt with the case of displaying by combining a B-mode image data may be displayed independently, and the color Doppler image data synthesis may be displayed. 更に、流れベクトルデータあるいは流線データとBMI画像データを合成表示してもよい。 Furthermore, the flow vector data or streamline data and BMI image data may be combined and displayed.

又、上記Bモード画像データを得るための超音波送受波の順序は、上記実施例の方法に限定されるものではなく、例えば、BMI用の超音波送受波によって得られた受信信号の1部を用いて生成してもよい。 Also, the order of the ultrasonic transmitter in order to obtain the B-mode image data is not limited to the method of the above embodiment, for example, a portion of the received signal obtained by the ultrasonic transmitter for BMI it may be generated by using a.

尚、上述の実施例の超音波プローブの圧電振動子は1次元に配列した場合について述べたが、2次元配列された圧電振動子を用いてもよく、特に、この方法によれば複数の任意断面におけるBMI画像データを同時に生成することも可能となる。 Although the piezoelectric vibrator of the ultrasonic probe of the above-described embodiments have dealt with the case of one-dimensionally arranged it may be used a two-dimensional array of piezoelectric transducers, in particular, a plurality of optionally According to this method it is possible to simultaneously generate the BMI image data of the cross section. 更に、走査方式は上述のセクタ走査方式の他にリニア走査方式やコンベックス走査方式、更にはラジアル走査方式等であってもよい。 Furthermore, the scanning system is in addition to the linear scanning method and convex scanning method of the above-described sector scan type, or may be a radial scan method or the like.

本発明の実施例における超音波血流イメージング装置の全体構成を示すブロック図。 Block diagram illustrating the overall configuration of an ultrasonic blood flow imaging apparatus in an embodiment of the present invention. 同実施例における送受信部の構成を示すブロック図。 Block diagram showing a configuration of a transceiver unit in the same embodiment. 同実施例のBMI画像データの生成において用いる定間隔交互走査を示す図。 It shows a constant interval alternating scan used in the generation of BMI image data of the embodiment. 同実施例におけるデータ生成部の構成を示すブロック図。 Block diagram showing the configuration of a data generation unit in the embodiment. 同実施例におけるBMIデータ生成部のI/Q信号記憶回路に保存されたI信号及びQ信号を模式的に示す図。 Schematically illustrates the I signal and Q signal stored in the I / Q signal storage circuit of BMI data generating unit in the same embodiment. 同実施例におけるFIRフィルタ処理の原理を示す図。 Diagram showing the principle of the FIR filtering in the embodiment. 同実施例におけるパワー値データ列のデータシフトを説明するための図。 Diagram for explaining the data shift of the power value data string in the same embodiment. 同実施例によって生成されるBMI画像データを模式的に示す図。 Diagram schematically illustrating a BMI image data the examples produced. 同実施例における流れベクトルの推定方法を示す図。 It shows a method of estimating the flow vector in the embodiment. 同実施例における流れベクトル表示の具体例を示す図。 It shows a specific example of a flow vector display in the same embodiment. 同実施例における流線表示の具体例を示す図。 It shows a specific example of a flow line display in the same embodiment. 同実施例におけるスローモーション表示を説明するための図。 Diagram for explaining the slow-motion display in the same embodiment. 同実施例の変形例における並列同時受信を適用した定間隔交互走査を示す図。 It shows a constant interval alternating scanning of applying the parallel signal according to a modification of the embodiment. 従来のBMI法における走査法とデータ処理法を示す図。 It shows a scanning method and a data processing method in the conventional BMI method.

符号の説明 DESCRIPTION OF SYMBOLS

1…基準信号発生部2…送信部3…受信部4…Bモードデータ生成部5…カラードプラデータ生成部6…BMIデータ生成部7…データ記憶部8…流れデータ生成部9…表示部10…超音波プローブ11…入力部12…走査制御部13…システム制御部20…送受信部30…データ生成部38…I/Q信号記憶回路39…FIRフィルタ40…データシフト回路50…データ記憶・演算部100…超音波血流イメージング装置 1 ... reference signal generator 2 ... transmitting portion 3 ... receiving unit 4 ... B-mode data generating unit 5 ... color Doppler data generating unit 6 ... BMI data generator 7 ... data storage unit 8 ... stream data generation unit 9 ... display unit 10 ... ultrasonic probe 11 ... input section 12 ... scanning control unit 13 ... system control unit 20 ... transceiver 30 ... data generator 38 ... I / Q signal storage circuit 39 ... FIR filter 40 ... data shift circuit 50 ... data storage and computing part 100 ... ultrasonic blood flow imaging apparatus

Claims (10)

  1. 超音波振動子を備えた超音波プローブと、 An ultrasonic probe having an ultrasonic vibrator,
    前記超音波振動子を用いて被検体の所定走査方向に対して超音波送受波を行う超音波送受波手段と、 A ultrasonic transmitter means for performing ultrasonic transmitter for a given scanning direction of the subject by using the ultrasonic vibrator,
    この超音波送受波手段により、所定の方向を基準方向として前記基準方向を含む所定領域における複数の方向に対し超音波送受波を順次行なった後、前記基準方向に対して所定間隔ずつ離れた方向を新たな基準方向として前記新たな基準方向を含む所定領域における複数の方向に対し超音波送受波を順次行なう超音波走査を複数回繰り返す走査制御手段と、 The ultrasonic transmitter means, were successively subjected to ultrasonic transmitter to a plurality of directions in a predetermined region including the reference direction in a predetermined direction as a reference direction, a direction away by a predetermined distance with respect to the reference direction a scanning control unit to repeat a plurality of times successively performed ultrasonic scanning the ultrasonic transmitter to a plurality of directions in a predetermined region including the new reference direction as a new reference direction,
    この走査制御手段により、前記所定領域の複数の方向から得られた各々の受信信号に対してフィルタ処理を行なって、前記被検体の血球の流れに起因した受信信号成分を検出するフィルタリング手段と、 The scan control means, and filtering means for detecting the by performing filter processing on the plurality of each obtained from the direction of the reception signal in a predetermined area, the received signal components due to the flow of blood cells of the subject,
    このフィルタリング手段によって順次出力されるデータ列の各データに基づいてスペックルの変化を表示した画像データを生成する画像データ生成手段と、 An image data generation means for generating image data displaying the change of the speckle on the basis of the data of the data string is sequentially outputted by the filtering means,
    生成された前記画像データを表示する表示手段を備えたことを特徴とする超音波血流イメージング装置。 Ultrasonic blood flow imaging apparatus characterized by comprising display means for displaying the generated the image data.
  2. 超音波振動子を備えた超音波プローブと、 An ultrasonic probe having an ultrasonic vibrator,
    前記超音波振動子を用いて被検体の所定走査方向に対して超音波送受波を行う超音波送受波手段と、 A ultrasonic transmitter means for performing ultrasonic transmitter for a given scanning direction of the subject by using the ultrasonic vibrator,
    この超音波送受波手段により、所定の方向を基準方向として前記基準方向を含む所定領域における複数の方向に対し超音波送受波を順次行なった後、前記基準方向に対して所定間隔ずつ離れた方向を新たな基準方向として前記新たな基準方向を含む所定領域における複数の方向に対し超音波送受波を順次行なう超音波走査を複数回繰り返す走査制御手段と、 The ultrasonic transmitter means, were successively subjected to ultrasonic transmitter to a plurality of directions in a predetermined region including the reference direction in a predetermined direction as a reference direction, a direction away by a predetermined distance with respect to the reference direction a scanning control unit to repeat a plurality of times successively performed ultrasonic scanning the ultrasonic transmitter to a plurality of directions in a predetermined region including the new reference direction as a new reference direction,
    この走査制御手段により、前記所定領域の複数の方向から得られた各々の受信信号に対してフィルタ処理を行なって、前記被検体の血球の流れに起因した受信信号成分を検出するフィルタリング手段と、 The scan control means, and filtering means for detecting the by performing filter processing on the plurality of each obtained from the direction of the reception signal in a predetermined area, the received signal components due to the flow of blood cells of the subject,
    このフィルタリング手段によって順次出力されるデータ列の各データに基づいて時相の異なる複数枚のスペックルの変化を表示した画像データを生成する画像データ生成手段と、 An image data generation means for generating image data displaying the change of a plurality of speckles of different time phases based on the data of the data string is sequentially outputted by the filtering means,
    この画像データ生成手段によって生成された複数枚の前記画像データの画像間処理によって血流データを生成する流れデータ生成手段と、 The flow data generating means for generating a blood flow data by inter-image processing of the image data of the plurality generated by the image data generating means,
    生成された血流データを表示する表示手段を備えたことを特徴とする超音波血流イメージング装置。 Ultrasonic blood flow imaging apparatus characterized by comprising a display means for displaying the generated blood flow data.
  3. 前記フィルタリング手段は、FIR型の高域通過フィルタによって前記血球の流れに起因した受信信号成分を検出することを特徴とした請求項1又は請求項2に記載した超音波血流イメージング装置。 It said filtering means, FIR type to detect the received signal components due to the flow of the blood cell by a high pass filter ultrasound blood flow imaging apparatus according to claim 1 or claim 2 characterized by the.
  4. 前記画像データ生成手段は、前記複数の走査方向に対する超音波送受波によって得られた夫々のデータ列をデータシフトして合成することにより時相の異なる複数枚の前記画像データを生成することを特徴とする請求項1又は請求項2に記載した超音波血流イメージング装置。 It said image data generating means generates said plurality of image data having different time phases by combining data each column obtained by the ultrasonic transmitter to the plurality of scanning directions in the data shift ultrasonic blood flow imaging apparatus according to claim 1 or claim 2,.
  5. Bモード画像データ生成手段あるいはカラードプラ画像データ生成手段の少なくとも何れかを備え、前記表示手段は、前記Bモード画像データ生成手段が生成したBモード画像データあるいは前記カラードプラ画像データ生成手段が生成したカラードプラ画像データと前記画像データを合成して表示することを特徴とする請求項1記載の超音波血流イメージング装置。 Comprising at least one of B-mode image data generating means or the color Doppler image data generating means, the display means, the B-mode image data generating means has generated B-mode image data or the color Doppler image data generating means has generated color Doppler image data and displaying the image data synthesized by the ultrasound blood flow imaging apparatus according to claim 1, wherein.
  6. 前記流れデータ生成手段は、前記画像間処理によって得られた血流速度と血流方向の情報に基づいて流れベクトルデータあるいは流線データの少なくとも何れかを生成することを特徴とする請求項2記載の超音波血流イメージング装置。 Said flow data generating means, according to claim 2, wherein generating at least one of the flow vector data or streamline data based on the blood flow velocity and direction of blood flow information obtained by the inter-image processing ultrasonic blood flow imaging apparatus.
  7. 前記流れデータ生成手段は、前記時相の異なる複数枚の前記画像データに対する相互相関演算あるいはSAD演算によって前記血流データの生成を行うことを特徴とする請求項2記載の超音波血流イメージング装置。 Said flow data generating means, the time phase different plurality of said image data ultrasound blood flow imaging apparatus according to claim 2, characterized in that the generation of the blood flow data by cross-correlation calculation or SAD operation on .
  8. Bモード画像データ生成手段あるいはカラードプラ画像データ生成手段の少なくとも何れかを備え、前記表示手段は、前記Bモード画像データ生成手段が生成したBモード画像データ、前記カラードプラ画像データ生成手段が生成したカラードプラ画像データ及び前記画像データの少なくとも何れかと前記流れベクトルデータあるいは流線データを合成して表示することを特徴とする請求項6記載の超音波血流イメージング装置。 Comprising at least one of B-mode image data generating means or the color Doppler image data generating means, the display means, the B-mode image data to which the B-mode image data generating means has generated, said color Doppler image data generation unit to generate color Doppler image data and ultrasonic blood flow imaging apparatus according to claim 6, wherein the display of at least one said flow vector data or streamline data synthesized by the of the image data.
  9. 前記超音波送受波手段は、前記超音波送受波方向の各々を中心とした複数の方向からの受信超音波を分離して略同時に受信することを特徴とする請求項1又は請求項2に記載した超音波血流イメージング装置。 The ultrasonic transmitter means, said claim 1 or claim 2, characterized in that substantially simultaneously received separates the received ultrasonic waves from ultrasonic transmitter direction of each plurality of directions around the ultrasonic blood flow imaging apparatus.
  10. 前記走査制御手段は、所定の走査方向を基準走査方向として所定間隔で逐次設定された複数の走査方向に対する超音波送受波を順次行なった後、前記基準走査方向に対して前記所定間隔離れた走査方向を新たな基準走査方向として前記所定間隔で逐次設定された複数の走査方向に対する超音波送受波を順次行なうことを特徴とする請求項1又は請求項2に記載した超音波血流イメージング装置。 The scanning control means, were successively subjected to ultrasonic transmitter for sequentially set the plurality of scan direction at predetermined intervals a predetermined scanning direction relative scanning direction, the scanning spaced the predetermined distance with respect to the reference scanning direction direction ultrasound blood flow imaging apparatus according to claim 1 or claim 2, characterized in that sequentially perform ultrasonic transmitter for sequentially set the plurality of scan direction at the predetermined intervals as a new reference scan direction.
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