JP2006068039A - Ultrasonic diagnostic apparatus - Google Patents
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Abstract
Description
この発明は超音波診断装置に関し、特に、超音波の送受信によって得られた信号に対する間引き処理に特徴を有する超音波診断装置に関するものである。 The present invention relates to an ultrasonic diagnostic apparatus, and more particularly to an ultrasonic diagnostic apparatus characterized by thinning processing for signals obtained by transmission and reception of ultrasonic waves.
超音波診断装置は、超音波の送受信によって被検体の生体組織の断層像や血流速等の観察が可能な医用診断装置である。超音波プローブから超音波ビームを被検体内へ照射すると、この超音波ビームは生体内を伝播していき、伝播途中における血管壁や臓器等の生体組織の境界、すなわち音響インピーダンスの不連続面で次々と反射が起こり、エコー信号として超音波プローブへ返ってくる。このエコー信号の振幅はその不連続面での音響インピーダンスの差に依存している。 The ultrasonic diagnostic apparatus is a medical diagnostic apparatus that can observe a tomographic image of a biological tissue of a subject, a blood flow velocity, and the like by transmitting and receiving ultrasonic waves. When an ultrasonic beam is irradiated from the ultrasonic probe into the subject, the ultrasonic beam propagates through the living body, and at the boundary of a living tissue such as a blood vessel wall or an organ during propagation, that is, at a discontinuous surface of acoustic impedance. Reflections occur one after another and return to the ultrasound probe as an echo signal. The amplitude of the echo signal depends on the difference in acoustic impedance at the discontinuous surface.
また、超音波ビームが血球や心臓壁等の移動体の表面で反射したとき、そのエコー信号は、ドプラ効果によって移動体のビーム方向の速度成分に依存して周波数偏移を受けることになる。 Further, when the ultrasonic beam is reflected from the surface of a moving body such as a blood cell or a heart wall, the echo signal is subjected to frequency shift depending on the velocity component in the beam direction of the moving body due to the Doppler effect.
従来においては、必要に応じて、表示装置に表示する超音波画像データから関心の高い領域を指定してその領域内に含まれる画像データを保存及び表示していた。また、RFデータ、そのRFデータに対して信号処理して得られる信号処理後のデータ、又は超音波画像データのいずれかのデータに対して時間を指定して間引き処理を行っていた(例えば、特許文献1)。つまり、指定された時間に得られたデータを抜き取ってその後の処理を行って保存等を行っていた。 Conventionally, if necessary, an area of high interest is designated from ultrasonic image data displayed on a display device, and image data included in the area is stored and displayed. In addition, thinning processing is performed by designating time for any of RF data, data after signal processing obtained by performing signal processing on the RF data, or ultrasonic image data (for example, Patent Document 1). In other words, data obtained at a specified time is extracted, processed thereafter, and stored.
ここで、各データ及び間引き処理について説明する。RFデータは、超音波プローブによって得られたエコー信号に対してチャンネルごとに増幅し、受信指向性を決定するのに必要な遅延時間を与えられて加算されることにより生成されるデータである。この指向性は一般的には走査線と称されている。 Here, each data and the thinning process will be described. The RF data is data generated by amplifying the echo signal obtained by the ultrasonic probe for each channel and adding the delay time necessary for determining the reception directivity. This directivity is generally called a scanning line.
また、信号処理後のデータは、Bモード処理系(包絡線検波、対数圧縮、輝度変調等を行う)、ドプラモード処理系(直交検波、ドプラ偏位周波数成分の取り出し、フィルタ処理、FFT処理等を行う)、又はカラーモード処理系(直交検波、フィルタ処理、自己相関演算処理、流速・分散演算処理等を行う)によって生成されるデータである。 In addition, data after signal processing includes B-mode processing system (envelope detection, logarithmic compression, luminance modulation, etc.), Doppler mode processing system (quadrature detection, extraction of Doppler shift frequency components, filter processing, FFT processing, etc. Or a color mode processing system (performing quadrature detection, filter processing, autocorrelation calculation processing, flow velocity / dispersion calculation processing, etc.).
超音波画像データは、信号処理後のデータに対してスキャンコンバージョン処理を施すことによって生成されるデータであり、信号処理後のデータの走査線信号列が空間情報に基づいて直交座標系のデータに変換されたものである。 Ultrasonic image data is data generated by performing a scan conversion process on the signal-processed data, and the scanning line signal sequence of the signal-processed data is converted into orthogonal coordinate system data based on spatial information. It has been converted.
間引き処理は、例えば、所定のフレーム数おきにデータを抜き取って記憶等を行う処理である。複数枚の断層像を収集してその複数枚の断層像に対して間引き処理を行う場合、2フレームのうち1フレームを抜き取って記憶する。つまり、1フレームおきにデータを抜き取って記憶する。その他、走査線の数を間引きすることもある。このようにデータを間引くのは、超音波の送受信により得られる全てのデータを保存しようとすると、大容量の記憶装置が必要になるからである。 The thinning process is, for example, a process of extracting and storing data every predetermined number of frames. When a plurality of tomographic images are collected and thinning processing is performed on the plurality of tomographic images, one frame out of two frames is extracted and stored. That is, data is extracted and stored every other frame. In addition, the number of scanning lines may be thinned out. The reason for thinning out data in this way is that a large-capacity storage device is required to save all data obtained by transmitting and receiving ultrasonic waves.
また、超音波診断の分野において、心臓や腹部臓器等の検査を行う際に、被検体に超音波造影剤(以下、造影剤と称する)を注入して、血流の状況を評価する造影エコー検査が注目されている。超音波造影剤は、微小気泡(マイクロバブル)を主成分とするものが使用される。微小気泡は音響インピーダンスが非常に小さく、被検体内の臓器や組織又は血液成分との音響インピーダンスの差が極めて大きいため、微小気泡からのエコー信号の強度が組織境界からのエコー信号の強度と比べて顕著に強く、造影剤として好適である。そして、造影剤の注入量や濃度が高いほど造影効果は大きくなる。また、超音波造影剤による超音波の散乱は非線形性が強く、送信に使用されていた周波数以外の周波数成分を散乱の際に発生させる。 In the field of ultrasound diagnosis, when performing examinations of the heart, abdominal organs, etc., a contrast echo that injects an ultrasound contrast agent (hereinafter referred to as a contrast agent) into a subject and evaluates the state of blood flow Inspection is drawing attention. As the ultrasound contrast agent, a material mainly composed of microbubbles is used. Microbubbles have very low acoustic impedance, and the difference in acoustic impedance with organs, tissues, or blood components in the subject is extremely large, so the intensity of the echo signal from the microbubbles is higher than the intensity of the echo signal from the tissue boundary. It is remarkably strong and suitable as a contrast agent. The contrast effect increases as the injection amount or concentration of the contrast agent increases. In addition, the scattering of ultrasonic waves by the ultrasonic contrast agent has a strong nonlinearity, and frequency components other than the frequency used for transmission are generated at the time of scattering.
上記のように超音波造影剤を用いて映像化する手法においては、造影剤投与後の造影剤灌流の様子を定量化する場合、一般的には「輝度変化曲線」と呼ばれる手法が知られている。図11にこの輝度変化曲線を示す。輝度変化曲線は、横軸に時間、縦軸に特定の場所の染影度(輝度)をとって、その時系列の染影度(輝度)の変化をプロットするものである。 In the method of imaging using an ultrasound contrast agent as described above, a method called a “luminance change curve” is generally known when quantifying the state of contrast agent perfusion after administration of a contrast agent. Yes. FIG. 11 shows this luminance change curve. The brightness change curve plots the time-series change in the degree of intensity (luminance), with the horizontal axis representing time and the vertical axis representing the degree of intensity (luminance) at a specific location.
造影エコー検査においては、造影剤の染影が十分得られるまでに時間がかかるため、超音波診断装置に内蔵しているメモリには映像を保存しきれず、VCRのような外部記憶機器にビデオ映像として録画しておくことが多い。ところが、VCRによる再生では映像の視覚的確認は可能であるが定量的な評価診断はできないため、VCRの録画とともに超音波診断装置の限られたメモリに信号処理後のデータを間引きながら保存しておき、検査終了後にその信号処理後のデータを用いて定量的な評価を行っている。 In contrast-enhanced echo examination, it takes time to obtain sufficient contrast agent contrast, so images cannot be stored in the internal memory of the ultrasound diagnostic apparatus, and video images can be stored in an external storage device such as a VCR. It is often recorded as. However, since the video can be visually confirmed by playback using the VCR, but quantitative evaluation and diagnosis cannot be performed, the data after signal processing is stored while thinning out the data in the limited memory of the ultrasonic diagnostic apparatus together with the recording of the VCR. In addition, after the inspection, quantitative evaluation is performed using the data after the signal processing.
従来においては、スキャンコンバージョン処理後の表示用の超音波画像データに対して関心領域を設定し、超音波画像データの記憶・保存及び表示を行っていたが、RFデータ及び信号処理後のデータに対して関心領域を設定してデータの記憶等を行っていなかった。 Conventionally, a region of interest is set for ultrasonic image data for display after scan conversion processing, and ultrasonic image data is stored, stored, and displayed. On the other hand, the region of interest was not set and data was not stored.
また、間引き処理のタイミングについては、操作者が任意に指定した時間によって間引きのタイミングを決定していたため、検査対象の患部によっては不要なデータを記憶等してしまうことになり、データ収集が効率的ではなかった。例えば、心電計を用いて被検体の心臓の心電波形データを収集する際においても、間引き処理は操作者が任意に指定した時間によって行われていたため、必要なデータが得られなかったり、不要なデータが増加したりして、効率良くデータを収集することができなかった。 In addition, regarding the timing of the thinning process, since the timing of the thinning is determined by the time arbitrarily designated by the operator, unnecessary data may be stored depending on the affected area to be examined, and the data collection is efficient. It was not right. For example, even when collecting electrocardiographic waveform data of the subject's heart using an electrocardiograph, the thinning process was performed at a time arbitrarily designated by the operator, so the necessary data could not be obtained, Unnecessary data increased and data could not be collected efficiently.
一方、造影エコー検査においては、ビデオ録画と同じ時間、信号処理後のデータを記憶しようとすると、大容量のメモリが必要となり、装置が高価なものになってしまう問題がある。これを解決するため、従来技術のように単純に所定のフレームおきにデータを間引いて記憶した場合には、後で行う定量評価に必要なデータが不足して有効な定量評価ができないおそれがある。例えば、単純に1フレームおきにデータを抜き取って記憶した場合、記憶されなかったデータに定量評価に必要なデータが含まれていると、十分な評価ができないおそれがある。 On the other hand, in contrast echo examination, if it is attempted to store data after signal processing for the same time as video recording, there is a problem that a large-capacity memory is required and the apparatus becomes expensive. In order to solve this, when data is simply thinned out and stored every predetermined frame as in the prior art, there is a possibility that data necessary for quantitative evaluation performed later is insufficient and effective quantitative evaluation cannot be performed. . For example, when data is simply extracted every other frame and stored, if the data that is not stored includes data necessary for quantitative evaluation, there is a possibility that sufficient evaluation cannot be performed.
また、データの容量を削減することを目的として、必要な関心領域を設定してその領域内の信号処理後のデータを記憶した場合であっても、その設定した関心領域に含まれるデータでは定量評価には不十分であるおそれがある。 In addition, for the purpose of reducing the volume of data, even if a necessary region of interest is set and the data after signal processing in that region is stored, the data included in the set region of interest is quantified. May be insufficient for evaluation.
データの容量を気にせず、範囲を指定せずにデータを記憶した場合は、データ収集後に定量評価に必要な範囲を指定することで有効な定量評価が可能となるが、範囲を指定してその範囲に含まれるデータを記憶した場合には、その範囲に含まれるデータしか存在しないため、データ収集後になって必要な範囲を指定しなおすことができない。その結果、必要なデータがないために有効な定量評価ができないおそれがあり、有効な定量評価を行うために、再度、データを収集する必要があるため、診断時間が長くなり、操作者及び患者の負担が増加してしまうおそれもある。 When data is stored without worrying about the capacity of the data and without specifying the range, it is possible to perform effective quantitative evaluation by specifying the range necessary for quantitative evaluation after data collection. When the data included in the range is stored, only the data included in the range exists, and therefore a necessary range cannot be specified again after data collection. As a result, there is a possibility that effective quantitative evaluation cannot be performed because there is no necessary data, and it is necessary to collect data again in order to perform effective quantitative evaluation. There is also a risk that the burden of the increase.
以上のように、従来の超音波診断装置では、データの収集方法が効率的ではなく、不要に診断時間が長くなるおそれがあった。また、検査の内容によっては不要なデータがあるにもかかわらず、従来の超音波診断装置においては、検査内容と関係せずに間引き処理を行っていたため、本来必要であったデータまでも間引き処理を行ってしまうおそれがあり、データ収集が効率的ではなかった。 As described above, in the conventional ultrasonic diagnostic apparatus, the data collection method is not efficient, and the diagnosis time may be unnecessarily prolonged. In addition, even though there is unnecessary data depending on the contents of the examination, the conventional ultrasonic diagnostic apparatus performs the thinning process regardless of the examination contents, so the data that was originally necessary is also thinned out. Data collection was not efficient.
この発明は上記の問題を解決するものであり、超音波診断装置によって収集したデータから関心領域内かつ所定の時間に得られたデータを抜き取って記憶等することで、効率的なデータ収集が可能な超音波診断装置を提供することを目的とする。さらにこの発明を応用させて、心電波形データに基づいてデータを記憶等することで、心臓の動きを反映したデータを効率良く収集することが可能な超音波診断装置を提供することを目的とする。 The present invention solves the above-mentioned problem, and it is possible to collect data efficiently by extracting and storing the data obtained in the region of interest and at a predetermined time from the data collected by the ultrasonic diagnostic apparatus. It is an object to provide an ultrasonic diagnostic apparatus. A further object of the present invention is to provide an ultrasonic diagnostic apparatus capable of efficiently collecting data reflecting the motion of the heart by storing the data based on the electrocardiographic waveform data by applying the present invention. To do.
また、造影エコー検査を行う際に、染影度(輝度値)に基づいてデータを間引くことで、染影の度合いに応じたデータの間引き処理を可能とし、染影を反映したデータを効率良く収集することが可能な超音波診断装置を提供することを目的とする。 Also, when performing contrast echo examination, data can be thinned out according to the degree of staining by thinning out the data based on the degree of staining (luminance value), and data reflecting the staining can be efficiently obtained. An object of the present invention is to provide an ultrasonic diagnostic apparatus that can collect data.
請求項1に記載の発明は、被検体に対して超音波を送信し、前記被検体から反射波をエコー信号として受信する超音波プローブと、前記エコー信号に対して遅延時間の付与を含む処理を施して第1のデータを生成し、前記第1のデータに対して検波処理及び対数変換処理を含む処理を施すことによって生成される前記被検体の組織の形態情報を表すデータ、前記第1のデータからドプラ偏位周波数成分の取り出し処理及びFFT処理を含む処理を施すことによって生成される血流状態を表すデータ、又は前記第1のデータに対して自己相関処理及び流速演算処理を含む処理を施すことによって生成される血流状態を表すデータのうち、いずれかのデータからなる第2のデータを生成し、前記第2のデータに対して座標変換処理を施して表示用の第3のデータを生成する画像生成手段と、前記第1のデータ、前記第2のデータ、又は前記第3のデータのうちいずれかのデータに対して、所定の時間に得られ、かつ、関心領域内に含まれるデータを抜き取って記憶及び/又は表示するデータ間引き手段と、を有することを特徴とする超音波診断装置である。
The invention according to
この発明において、第1のデータは「RFデータ」に相当し、第2のデータは「信号処理後のデータ」に相当し、第3のデータは「超音波画像データ」に相当する。これらのデータのうち、いずれかのデータに対して間引き処理を施す。具体的には、空間的には関心領域内に含まれるデータを抜き取り、時間的には所定の時間に得られたデータを抜き取る。そして、抜き取られたデータを記憶装置に記憶したり、表示装置に表示したりする。 In the present invention, the first data corresponds to “RF data”, the second data corresponds to “data after signal processing”, and the third data corresponds to “ultrasound image data”. Of these data, any data is subjected to a thinning process. Specifically, data included in a region of interest is extracted spatially, and data obtained at a predetermined time is extracted temporally. Then, the extracted data is stored in a storage device or displayed on a display device.
例えば、第1のデータであるRFデータに対して間引き処理が施された場合、抜き取られたデータをそのまま記憶しても良いが、抜き取られた第1のデータ(RFデータ)に対してBモード処理系、ドプラモード処理系、又はカラーモード処理系のいずれかの処理系で処理を施して信号処理後のデータを生成する。この信号処理後のデータを記憶装置に記憶するとともに、さらに座標変換処理を施して表示用の超音波画像データを生成して表示装置に表示する。第2のデータを抜き取った場合は、抜き取られたデータを記憶装置に記憶するとともに、座標変換することで表示用の超音波画像データを生成する。このように、第1又は第2のデータに対して間引き処理を施すことによって、その後に行われる処理の対象となるデータ量が減少するため、全体の処理時間を短縮することが可能となる。 For example, when the thinning process is performed on the RF data which is the first data, the extracted data may be stored as it is, but the B mode is applied to the extracted first data (RF data). Processing is performed in any one of a processing system, a Doppler mode processing system, and a color mode processing system to generate data after signal processing. The signal-processed data is stored in the storage device, and further coordinate conversion processing is performed to generate ultrasonic image data for display and display it on the display device. When the second data is extracted, the extracted data is stored in the storage device, and coordinate conversion is performed to generate ultrasonic image data for display. As described above, by performing the thinning process on the first or second data, the amount of data to be processed thereafter is reduced, so that the entire processing time can be shortened.
請求項2に記載の発明は、請求項1に記載の超音波診断装置であって、前記被検体の心電波形データを収集する心電波形収集手段を更に有し、前記データ間引き手段は、前記第1のデータ、前記第2のデータ、又は前記第3のデータのうちいずれかのデータに対して、前記心電波形データに基づいてデータを抜き取り、かつ、前記抜き取られたデータの関心領域内に含まれるデータを抜き取って記憶及び/又は表示することを特徴とするものである。
The invention according to
請求項3に記載の発明は、請求項2に記載の超音波診断装置であって、前記心電波形データのうち2つのR波の間隔を1サイクルとし、前記1サイクル内の時間帯によって異なる数のデータを抜き取って記憶及び/又は表示することを特徴とするものである。
The invention according to
請求項4に記載の発明は、請求項3に記載の超音波診断装置であって、前記1サイクルは心臓の収縮期と拡張期とに分けられ、前記収縮期及び前記拡張期で異なる数のデータを抜き取って記憶及び/又は表示することを特徴とするものである。
The invention according to
請求項5に記載の発明は、請求項4に記載の超音波診断装置であって前記データ間引き手段は、前記収縮期に収集された全てのデータを抜き取って記憶及び/又は表示し、前記拡張期に収集されたデータに対して所定の時間ごとにデータを抜き取って記憶及び/又は表示することを特徴とするものである。
The invention according to claim 5 is the ultrasonic diagnostic apparatus according to
請求項6に記載の発明は、微小気泡を主成分とする超音波造影剤が投与された被検体に対して超音波を送信し、前記超音波造影剤からの反射波を含むエコー信号を受信する超音波プローブと、前記エコー信号に対して遅延時間の付与を含む処理を施して第1のデータを生成し、前記第1のデータに対して検波処理及び対数変換処理を含む処理を施すことによって生成される前記被検体の組織の形態情報を表すデータ、前記第1のデータからドプラ偏移周波数成分の取り出し処理及びFFT処理を含む処理を施すことによって生成される血流情報を表すデータ、又は前記第1のデータに対して自己相関処理及び流速演算処理を含む処理を施すことによって生成される血流情報を表すデータのうち、いずれかのデータからなる第2のデータを生成し、前記第2のデータに対して座標変換処理を施して表示用の第3のデータを生成する画像生成手段と、前記第1のデータ、前記第2のデータ、又は前記第3のデータのうちいずれかのデータに対して、前記表示用の第3のデータの染影度を表す輝度に基づいてデータを抜き取って記憶する第2のデータ間引き手段と、を有することを特徴とする超音波診断装置である。
The invention according to
請求項7に記載の発明は、請求項6に記載の超音波診断装置であって、前記第2のデータ間引き手段は、前記画像生成手段によって生成された前記表示用の第3のデータのフレームごとの平均輝度値又は合計輝度値を算出し、1つ前のフレームとの平均輝度値の差又は合計輝度値の差を算出する輝度値算出手段と、前記平均輝度値の差又は前記合計輝度値の差と、予め設定された所定の値とを比較して大小関係を判定する輝度値比較手段と、を有し、前記第1のデータ、前記第2のデータ、又は前記第3のデータのうちいずれかのデータに対して、前記平均輝度値の差又は前記合計輝度値の差が前記予め設定された所定の値以上の場合にデータを抜き取って記憶することを特徴とするものである。
The invention according to claim 7 is the ultrasonic diagnostic apparatus according to
請求項8に記載の発明は、請求項7に記載の超音波診断装置であって、前記輝度値算出手段は、前記表示用の第3のデータに対して設定された関心領域内に含まれるデータのフレームごとの平均輝度値又は合計輝度値を算出し、1つ前のフレームとの平均輝度値の差又は合計輝度値の差を算出することを特徴とするものである。
The invention according to
請求項9に記載の発明は、請求項7又は請求項8のいずれかに記載の超音波診断装置であって、前記第2のデータ間引き手段は前記第1のデータ、前記第2のデータ、又は前記第3のデータのうちいずれかのデータを記憶する際に、識別可能なフレーム番号を付して記憶することを特徴とするものである。
The invention according to
請求項1に記載の発明によると、第1のデータ(RFデータ)、第2のデータ(信号処理後のデータ)、又は第3のデータ(超音波画像データ)のうちいずれかのデータに対して時間及び関心領域を設定して間引き処理を行うことで、診断に必要な範囲のデータのみを抜き取って保存できるため、効率的なデータ収集が可能になるとともにデータ容量を削減することが可能となる。特に、第1のデータ又は第2のデータに対して間引き処理を行うことで、その後に行われる処理の対象となるデータ量が減少するため、処理時間を短縮することが可能となり、同時に回路規模を小さくすることが可能となる。 According to the first aspect of the present invention, any one of the first data (RF data), the second data (data after signal processing), or the third data (ultrasound image data) is processed. By setting the time and region of interest and performing the thinning process, only the data in the range necessary for diagnosis can be extracted and saved, enabling efficient data collection and reducing the data capacity. Become. In particular, by performing the thinning process on the first data or the second data, the amount of data to be processed thereafter is reduced, so that the processing time can be shortened, and at the same time, the circuit scale. Can be reduced.
請求項2に記載の発明によると、第1〜第3のデータのうちいずれかのデータに対して、心電波形データに基づいてデータを抜き取って記憶及び/又は表示することで、診断に必要なデータを効率良く収集することが可能となる。さらに、請求項3に記載の発明によると、心臓の収縮期及び拡張期の動きに基づいてデータの抜き取りを行うことにより、必要な時間帯のデータを十分に保存することができ、診断に必要なデータを効率良く収集することが可能となる。また、請求項4に記載の発明によると、時間帯によって抜き取るデータの数を変えることにより、心臓の動きをより反映したデータの収集が可能となり、データ収集が更に効率的になる。
According to the second aspect of the present invention, any one of the first to third data is necessary for diagnosis by extracting and storing and / or displaying the data based on the electrocardiographic waveform data. Efficient data can be collected efficiently. Furthermore, according to the invention described in
請求項6に記載の発明によると、造影エコー検査において超音波画像の染影度(輝度値)に基づいてデータを抜き取ることで、染影の度合いを反映したデータの収集が可能となり、定量評価に用いられるデータを効率良く収集することが可能となる。更に、請求項7に記載の発明によると、平均輝度値又は合成輝度値のフレーム間の差と閾値とに基づいてデータを抜き取ることにより、染影の変化が大きい時間帯のデータ(詳細な観察が必要なときのデータ)を効率良く収集することが可能となる。 According to the sixth aspect of the present invention, it is possible to collect data reflecting the degree of staining by extracting data based on the degree of staining (luminance value) of the ultrasonic image in contrast echo examination, and quantitative evaluation is possible. It is possible to efficiently collect the data used for. Furthermore, according to the seventh aspect of the present invention, by extracting data based on the difference between the average luminance value or the synthesized luminance value between frames and the threshold value, data in a time zone in which there is a large change in shadow (detailed observation) Data can be collected efficiently.
請求項8に記載の発明によると、関心領域に含まれるデータの輝度値を算出することで、データ全体の輝度値を算出するよりもデータ量が減少するため、計算時間を短縮することが可能となる。 According to the eighth aspect of the present invention, calculating the luminance value of the data included in the region of interest reduces the amount of data compared to calculating the luminance value of the entire data, so the calculation time can be shortened. It becomes.
請求項9に記載の発明によると、データにデータ収集の時間を反映したフレーム番号を付して記憶することで、抜き取り処理が施されたデータの判別が容易となる。 According to the ninth aspect of the present invention, it is easy to discriminate the data subjected to the sampling process by attaching the frame number reflecting the data collection time to the data and storing it.
以下、この発明の実施形態に係る超音波診断装置について、図1乃至図12を参照しつつ説明する。 Hereinafter, an ultrasonic diagnostic apparatus according to an embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS. 1 to 12.
[第1の実施の形態]
(構成)
まず、この発明の第1の実施形態に係る超音波診断装置の構成について、図1を参照しつつ説明する。図1はこの発明の第1の実施形態に係る超音波診断装置の概略構成を示すブロック図である。
[First Embodiment]
(Constitution)
First, the configuration of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the first embodiment of the present invention will be described with reference to FIG. FIG. 1 is a block diagram showing a schematic configuration of an ultrasonic diagnostic apparatus according to the first embodiment of the present invention.
図1に示すように、第1の実施形態に係る超音波診断装置は、超音波プローブ1と、送受信回路2と、信号処理回路3と、DSC回路4(デジタルスキャンコンバータ回路)と、データ選択回路5と、間引き回路6と、表示装置7と、制御部8と、心電計(ECG)9と、操作部10と、記憶装置11とを備えて構成されている。
As shown in FIG. 1, the ultrasonic diagnostic apparatus according to the first embodiment includes an
超音波プローブ1は、複数の振動子(圧電セラミックス)が走査方向に配列され、被検体に対して超音波を送信し、被検体からの反射波をエコー信号として受信する。
The
送受信回路2は、超音波プローブ1を駆動する送信部と、超音波プローブ1からの信号を受信する受信部とから構成されている。
The transmission /
送信部は、図示しないクロック発生回路、送信遅延回路、及びパルサ回路を備えている。クロック発生回路は、超音波信号の送信タイミングや送信周波数を決めるクロック信号を発生する回路である。送信遅延回路は、超音波の送信時に遅延を掛けて送信フォーカスを実施する回路である。パルサ回路は、各振動子に対応した個別経路(チャンネル)の数分のパルサを内蔵し、遅延が掛けられた送信タイミングで駆動パルスを発生し、超音波プローブ1の各振動子に供給するようになっている。
The transmission unit includes a clock generation circuit, a transmission delay circuit, and a pulsar circuit (not shown). The clock generation circuit is a circuit that generates a clock signal that determines the transmission timing and transmission frequency of the ultrasonic signal. The transmission delay circuit is a circuit that performs transmission focus with a delay when transmitting ultrasonic waves. The pulsar circuit incorporates pulsars corresponding to the number of individual paths (channels) corresponding to each transducer, generates a drive pulse at a delayed transmission timing, and supplies it to each transducer of the
また、受信部は、図示しないプリアンプ回路、A/D変換回路、及び受信遅延・加算回路を備えている。プリアンプ回路は、超音波プローブ1の各振動子から出力されるエコー信号を受信チャンネルごとに増幅する。A/D変換回路は、増幅されたエコー信号をA/D変換する。受信遅延・加算回路は、A/D変換後のエコー信号に対して受信指向性を決定するのに必要な遅延時間を与え、加算する。その加算により、受信指向性に応じた方向からの反射成分が強調される。なお、この送受信回路2によって加算処理された信号を「RFデータ(または、生データ)」と称する。また、このRFデータがこの発明の「第1のデータ」に相当する。
The receiving unit includes a preamplifier circuit, an A / D conversion circuit, and a reception delay / adder circuit (not shown). The preamplifier circuit amplifies the echo signal output from each transducer of the
信号処理回路3は、Bモード処理回路3a、ドプラ処理回路3b、及びカラーモード処理回路3cを備えている。送受信回路2から出力されたRFデータは、いずれかの処理回路にて所定の処理を施される。なお、信号処理回路3による処理後のデータがこの発明の「第2のデータ」に相当する。
The
Bモード処理回路3aは、RFデータに対してバンドパスフィルタ処理を行い、その後、出力信号の包絡線を検波し、検波されたデータに対して対数変換による圧縮処理を施す。その他、エッジ強調等の処理が行われる場合もある。 The B-mode processing circuit 3a performs band-pass filter processing on the RF data, then detects the envelope of the output signal, and performs compression processing by logarithmic conversion on the detected data. In addition, processing such as edge enhancement may be performed.
ドプラ処理回路3bは、位相検波回路及びFFT演算回路等から構成され、RFデータからドプラ偏移周波数成分を取り出し、更にFFT処理等を施して血流情報を有するデータを生成する。
The
カラーモード処理回路3cは、位相検波回路、MTIフィルタ、自己相関器、及び流速・分散演算器から構成されている。このカラーモード処理回路3cは、組織信号と血流信号とを分離するためのハイパスフィルタ処理(MTIフィルタ処理)が行われ、自己相関処理により血流の移動速度、分散、パワー等の血流情報を多点について求める。その他、組織信号を低減及び削減するための非線形処理が行われる場合もある。 The color mode processing circuit 3c includes a phase detection circuit, an MTI filter, an autocorrelator, and a flow velocity / dispersion calculator. The color mode processing circuit 3c performs high-pass filter processing (MTI filter processing) for separating tissue signals and blood flow signals, and blood flow information such as blood flow velocity, dispersion, and power by autocorrelation processing. For multiple points. In addition, non-linear processing for reducing and reducing tissue signals may be performed.
DSC回路4(デジタルスキャンコンバータ)は、上述した信号処理回路3から出力された走査線信号列で表される信号処理後のデータを空間情報に基づいた座標系のデータに変換する(スキャンコンバージョン処理)。つまり、超音波走査に同期した信号列をテレビ走査方式の表示装置7で表示できるようにするために、標準のテレビ走査に同期して読み出すことにより走査方式を変換している。この直交座標系に変換された後のデータを超音波画像データと称する。
The DSC circuit 4 (digital scan converter) converts the data after signal processing represented by the scanning line signal sequence output from the
Bモード処理回路3aから出力されたデータに対してスキャンコンバージョン処理が施されると、被検体の組織形状を表す断層像データが得られる。また、ドプラ処理回路3b又はカラーモード処理回路3cから出力されたデータに対してスキャンコンバージョン処理が施されると、血流の速度情報等がドプラデータ又はカラーフローデータとして得られる。なお、超音波画像データがこの発明の「第3のデータ」に相当し、より具体的には、断層像データ、ドプラデータ、及びカラーフローデータがこの発明の「第3のデータ」に相当する。
When scan conversion processing is performed on the data output from the B-mode processing circuit 3a, tomographic image data representing the tissue shape of the subject is obtained. In addition, when scan conversion processing is performed on data output from the
カラーフローデータは合成回路(図示しない)にて断層像データと合成され、断層像を背景とする血流情報画像がCFM(カラーフローマッピング)像として得られ、表示装置7に出力される。Bモード処理回路3a及びカラーモード処理回路3cにて得られたCFM像は、表示装置7にて、断層像の部分は白黒で、血流情報画像部分はカラーで表示されるとともに、血流情報画像部分は選択的に表示できるようになっている。 The color flow data is synthesized with the tomographic image data by a synthesis circuit (not shown), and a blood flow information image with the tomographic image as a background is obtained as a CFM (color flow mapping) image and output to the display device 7. The CFM images obtained by the B mode processing circuit 3a and the color mode processing circuit 3c are displayed on the display device 7 in which the tomographic image portion is displayed in black and white, and the blood flow information image portion is displayed in color. The image portion can be selectively displayed.
データ選択回路5は、送受信回路2から出力されたRFデータ、信号処理回路3から出力された信号処理後のデータ、及びDSC回路4から出力された超音波画像データが入力される。データ選択回路5は、操作部10からの指示に従って、間引き回路6にて間引き処理を行うべきデータを選択する。
The data selection circuit 5 receives the RF data output from the transmission /
間引き回路6は、データ選択回路5から出力されたRFデータ、信号処理後のデータ、又は超音波画像データを受けて、間引き処理を行う。この間引き処理とは、所定の条件に従ってデータを抜き取って保存や表示等を行う処理のことである。この間引き回路6の動作については、後で詳述する。
The thinning
表示装置7は、DSC回路4から出力された超音波画像を表示するモニタ等である。上述した被検体の断層像や血流情報画像が合成されたCFM像等が表示される。
The display device 7 is a monitor that displays the ultrasonic image output from the
制御部8は、超音波診断装置の各回路の動作を制御するものである。操作部10は、キーボード、マウス、トラックボール、又はTCS(Touch Command Screen)等で構成されている。操作部10は、制御部8に接続され、操作者からの各種指示、命令、情報を装置本体に入力するものである。また、関心領域(ROI)の設定を行うときにも用いられる。
The
心電計(ECG:Electro Cadio Gram)9は、被検体の心臓の電気現象の時間的変化を記録したグラフ、すなわち心電図を計測する。この心電計9で検出された心電波形信号は間引き回路6に出力され、間引き処理のタイミングの基準に用いられる。また、心電波形信号は表示装置7にも出力され、必要であれば表示装置7に心電波形として表示される。なお、心電計9がこの発明の「心電波形収集手段」に相当する。
An electrocardiograph (ECG) 9 measures a graph that records temporal changes in electrical phenomena of the subject's heart, that is, an electrocardiogram. The electrocardiographic waveform signal detected by the
また、メモリやハードディスク等からなる記憶装置11が超音波診断装置に設置され、信号処理回路3から出力された信号処理後のデータやDSC回路4から出力された超音波画像データがその記憶装置に記憶・保存される。
In addition, a
次に、第1の実施形態に係る超音波診断装置の動作について、図2乃至図5を参照しつつ説明する。図2は第1の実施形態に係る超音波診断装置の動作を順番に示すフローチャートである。図3乃至図5はデータの間引き率を説明するための図である。本実施形態においては、心電計9を用いて被検体の心電波形データを取得し、その心電波形データを基準にしてデータの間引き処理を行う例について説明するが、以下で説明するようにこの発明は心電計を用いたものに限定されるものではない。
Next, the operation of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the first embodiment will be described with reference to FIGS. FIG. 2 is a flowchart showing the operations of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the first embodiment in order. 3 to 5 are diagrams for explaining the data thinning rate. In the present embodiment, an example in which electrocardiographic waveform data of a subject is acquired using the
まず、心電計9によって被検体の心電波形データを収集するとともに、超音波プローブ1から超音波を被検体に対して送信し、被検体からの反射波をエコー信号として受信する(ステップS01)。つまり、心電波形と同期させてエコー信号を収集する。心電計9によって収集された心電波形データは間引き回路6に出力され、超音波プローブ1によって収集されたエコー信号は送受信回路2に出力される。
First, the electrocardiogram waveform data of the subject is collected by the
送受信回路2に入力されたエコー信号は、送受信回路2の受信部にて受信チャンネルごとに増幅された後、受信指向性を決定するのに必要な遅延時間を与えられ、更に加算されてRFデータが生成される(ステップS02)。このRFデータは信号処理回路3に出力されるとともにデータ選択回路5にも出力される。
The echo signal input to the transmission /
信号処理回路3に入力されたRFデータは、Bモード処理回路3a、ドプラ処理回路3b、又はカラーモード処理回路3cのいずれかの回路によって処理が施され、信号処理後のデータが生成される(ステップS03)。Bモード処理回路3aでは、包絡線検波及び対数変換処理が施されて断層像を表すデータが生成される。ドプラ処理回路3bでは、ドプラ偏移周波数成分が取り出され、更にFFT処理が施されて血流情報を表すデータが生成される。カラーモード処理回路3cでは、自己相関処理等が施されて血流情報が得られる。この信号処理回路3によって生成された信号処理後のデータはDSC回路4に出力されるとともに、データ選択回路5に出力される。
The RF data input to the
DSC回路4に入力された信号処理後のデータは、表示装置7に表示するために、空間情報に基づいた直交座標系のデータに変換され、超音波画像データが生成される(ステップS04)。この超音波画像データはデータ選択回路5に出力される。
The signal-processed data input to the
次に、間引き回路6にて間引き処理を行うため、操作者が操作部10から間引き処理に関する条件を入力する(ステップS05)。具体的には、空間及ぶ時間に対する間引き率や間引きの数等を操作部10から設定する。この条件について図3及び図4を参照しつつ詳しく説明する。
Next, in order to perform the thinning process in the thinning
図3は、各データの空間的な間引き率を示すものである。図3(a)、(b)は、RFデータ及び信号処理後のデータに対するものであり、図3(c)、(d)は、超音波画像データに対するものである。図4はデータを抜き取る領域を説明するための図である。 FIG. 3 shows the spatial thinning rate of each data. 3A and 3B are for RF data and data after signal processing, and FIGS. 3C and 3D are for ultrasonic image data. FIG. 4 is a diagram for explaining an area from which data is extracted.
まず、RFデータ及び信号処理後のデータを間引き処理する場合の間引き処理の条件設定について図3(a)、(b)を参照して説明する。図3(a)は深さ方向の間引き率を示すグラフであり、図3(b)は走査線方向の間引き率を示すグラフである。 First, referring to FIGS. 3 (a) and 3 (b), description will be given of setting conditions for thinning processing when RF data and data after signal processing are thinned. FIG. 3A is a graph showing the thinning rate in the depth direction, and FIG. 3B is a graph showing the thinning rate in the scanning line direction.
ここで、図4を参照しつつ深さ方向及び走査線方向について説明する。図4には信号処理後のデータ(ここでは超音波ラスタデータと称する)が示されている。点Oは超音波プローブ1の位置を示している。深さとは、点Oから超音波が送信される方向への距離で表される。また、走査線方向とは、超音波ビーム(走査線)間の方向で表される。
Here, the depth direction and the scanning line direction will be described with reference to FIG. FIG. 4 shows data after signal processing (referred to herein as ultrasonic raster data). A point O indicates the position of the
図3(a)、(b)、図4に示すように、まず、データを抜き取る領域を設定するため、深さ方向と走査線方向の範囲を指定する。具体的には、深さ方向については、深さDa〜深さDbの範囲を指定し、走査線方向については、超音波ビーム(走査線)のRa本目〜Rb本目の範囲を指定する。 As shown in FIGS. 3A, 3B, and 4, first, a range in the depth direction and the scanning line direction is designated in order to set a region from which data is extracted. Specifically, the depth direction is to specify a range of depths D a ~ depth D b, the scanning line direction, the R a-th to R b-th range of the ultrasonic beam (the scanning line) specify.
次に、間引き率を指定する。この間引き率とは、例えば、ある領域の間引き率が「100」の場合は、その範囲に含まれるデータを抜き取らないで間引くことを意味する。一方、ある領域の間引き率が「1」の場合は、その領域に含まれるデータを抜き取って収集し、間引き処理を行わないことを意味する。 Next, the thinning rate is specified. For example, when the thinning rate of a certain area is “100”, this thinning rate means thinning without extracting data included in the range. On the other hand, when the thinning rate of a certain area is “1”, it means that data included in the area is extracted and collected, and the thinning process is not performed.
図3(a)に示すように、深さDa〜深さDbの範囲では間引き率が「1」に設定され、それ以外では間引き率は「100」に設定されている。つまり、深さDa〜深さDbにおいてはデータを抜き取って収集し、間引きを行わず、それ以外の範囲に含まれるデータに対しては間引き処理を行ってデータを抜き取らない。 As shown in FIG. 3A, the thinning rate is set to “1” in the range of the depth D a to the depth D b , and the thinning rate is set to “100” otherwise. That is, in the depth D a to the depth D b , data is extracted and collected, thinning is not performed, and data included in other ranges is thinned and data is not extracted.
また、図3(b)に示す走査線方向についても同様に、Ra本目〜Rb本目までの走査線については間引き率が「1」に設定されているため、データを抜き取って収集し、間引きを行わず、それ以外の領域は間引き率が「100」に設定されているため、データの間引きが行われ、データは抜き取られない。 Similarly, in the scanning line direction shown in FIG. 3B, since the thinning rate is set to “1” for the scanning lines from the Ra-th line to the Rb-th line, data is extracted and collected. Since no thinning is performed and the thinning rate is set to “100” in other areas, data thinning is performed and data is not extracted.
次に、超音波画像データを間引き処理する場合の間引き処理の条件設定について図3(c)、(d)を参照して説明する。図3(c)は超音波画像データのライン方向(横方向)の間引き率を示すグラフであり、図3(d)は超音波画像データのピクセル方向(深さ方向)の間引き率を示すグラフである。なお、ライン方向(横方向)とピクセル方向(深さ方向)とは直交し、一般的な2次元の直交座標系で表すと、ライン方向(横方向)はX方向で表され、ピクセル方向(深さ方向)はX方向に直交するY方向で表される。 Next, setting of thinning process conditions when thinning ultrasonic image data will be described with reference to FIGS. FIG. 3C is a graph showing the thinning rate in the line direction (lateral direction) of the ultrasonic image data, and FIG. 3D is a graph showing the thinning rate in the pixel direction (depth direction) of the ultrasonic image data. It is. Note that the line direction (horizontal direction) and the pixel direction (depth direction) are orthogonal to each other. When expressed in a general two-dimensional orthogonal coordinate system, the line direction (horizontal direction) is expressed in the X direction, and the pixel direction ( (Depth direction) is represented by the Y direction orthogonal to the X direction.
図3(c)、(d)に示すように、まず、データを抜き取る領域を設定するため、ライン方向(横方向)とピクセル方向(深さ方向)の範囲を指定する。具体的には、ライン方向(横方向)については、La〜Lbの範囲を指定し、ピクセル方向(深さ方向)については、Pa〜Pbの範囲を指定する。 As shown in FIGS. 3C and 3D, first, a range in the line direction (lateral direction) and the pixel direction (depth direction) is designated in order to set an area from which data is extracted. Specifically, the range of L a to L b is designated for the line direction (lateral direction), and the range of P a to P b is designated for the pixel direction (depth direction).
次に、間引き率を指定する。図3(c)に示すように、La〜Lbの範囲では間引き率が「1」に設定され、それ以外では間引き率は「100」に設定されている。つまり、La〜Lbにおいてはデータを抜き取って収集し、間引きを行わず、それ以外の範囲に含まれるデータに対しては間引き処理を行ってデータを抜き取らない。 Next, the thinning rate is specified. As shown in FIG. 3C, the thinning rate is set to “1” in the range of L a to L b , and the thinning rate is set to “100” in other cases. That is, in L a to L b , data is extracted and collected, thinning is not performed, and data included in other ranges is thinned and data is not extracted.
また、図3(d)に示すピクセル方向(深さ方向)についても同様に、Pa〜Pbについては間引き率が「1」に設定されているため、データを抜き取って収集し、間引きを行わず、それ以外の領域は間引き率が「100」に設定されているため、データの間引きが行われ、データは抜き取られない。 Similarly, in the pixel direction (depth direction) shown in FIG. 3D, since the thinning rate is set to “1” for P a to P b , data is extracted and collected, and thinning is performed. Since no thinning rate is set to “100” in other areas, data thinning is performed and data is not extracted.
さらに、間引き処理を施す時間についても設定する。本実施形態においては、心電波形データに基づいてデータの間引き処理を行う。心電波形データに基づいてデータの間引き処理を行う場合は、基準となる波形は、心電同期の中で最大強度の波形として検出されるR波が使用される。時間方向の間引き率について図5を参照しつつ説明する。図5(a)は、横軸が時間を示し、縦軸が心電同期信号(R波)のレベルを示している。 Furthermore, the time for performing the thinning process is also set. In the present embodiment, data thinning processing is performed based on electrocardiographic waveform data. When data thinning processing is performed based on electrocardiographic waveform data, an R wave that is detected as a waveform having the maximum intensity in electrocardiographic synchronization is used as a reference waveform. The thinning rate in the time direction will be described with reference to FIG. In FIG. 5A, the horizontal axis indicates time, and the vertical axis indicates the level of the electrocardiographic synchronization signal (R wave).
R波が検出されてから次のR波が検出されるまでの間を1サイクルと定義する。この1サイクル中に、心臓の収縮期と拡張期がある。収縮期と拡張期は個々の患者によって異なるが、予め収縮開始・終了の時間と拡張開始・終了の時間とを検出しておくことによって、1サイクルのどの時間帯が収縮期で、どの時間帯が拡張期であるのか判断することが可能である。図5(a)に示すように、R波が検出されてから所定の時間後に収縮が開始し、所定の時間後に収縮が終了して拡張が開始する。このサイクルを予め検査で調べておき、この収縮期及び拡張期に応じて間引き率を決定し、間引き処理を行う。 A period from when an R wave is detected until the next R wave is detected is defined as one cycle. During this cycle, there is a cardiac systole and diastole. The systolic and diastolic phases vary depending on the individual patient. By detecting the start / end time of deflation and the start / end time of expansion in advance, which time zone of one cycle is the systolic phase and which time zone It is possible to determine whether is in diastole. As shown in FIG. 5A, the contraction starts after a predetermined time from the detection of the R wave, and the contraction ends and the expansion starts after the predetermined time. This cycle is examined in advance, a thinning rate is determined according to the systole and diastole, and a thinning process is performed.
間引き率の1例を図5(b)に示す。例えば、収縮期においては心臓の動きが比較的速いため間引きを行わずデータの抜き抜き取って収集し、拡張期においては心臓の動きが比較的遅いためデータの抜き取りを行わず間引き処理を行う。この例においては、収縮期の間引き率を「1」として全く間引きを行わないようにし、拡張期の間引き率を「50」に設定している。 An example of the thinning rate is shown in FIG. For example, during the systole, since the heart motion is relatively fast, data is extracted and collected without performing thinning, and during the diastole, the heart motion is relatively slow and data is not extracted and thinning processing is performed. In this example, the thinning rate of the systole is set to “1” so that no thinning is performed, and the thinning rate of the diastole is set to “50”.
この間引き率と実際にデータを間引く数との対応関係を示す1例を図5(c)に示す。間引き率が「1」は間引きを行わないため、この時間帯に得られるデータは全て収集する。一方、間引き率が「50」の時間帯においては、例えば、2フレーム中、1フレームのデータを間引く。つまり、2フレーム中、1フレームのデータを抜き取って収集する。この設定も操作部10から行う。この例においては、2フレーム中、1フレームのデータを抜き取って収集するが、この数を変えても構わない。例えば、3フレーム中、1フレームのデータを抜き取って収集するように設定しても良い。なお、ここでいう「フレーム」とは、1断層像を得るための1連のデータ列を意味する。
FIG. 5C shows an example showing the correspondence between the thinning rate and the actual number of thinned data. Since thinning is not performed when the thinning rate is “1”, all data obtained during this time period is collected. On the other hand, in a time zone where the thinning rate is “50”, for example, one frame of data is thinned out of two frames. That is, out of two frames, one frame of data is extracted and collected. This setting is also performed from the
また、本実施形態においては、フレーム数を単位として間引き処理を行ったが、RFデータ又は信号処理後のデータに対して間引き処理を行う場合、走査線数を単位として間引き処理を行っても良い。この走査線数の設定も操作部10によって行われる。例えば、図5(b)に示すように間引き率が「50」の時間帯においては、2本の走査線中、1本の走査線上にあるデータを間引く。つまり、2本の走査線のうち1本の割合で、その走査線上にあるデータを抜き取って保存する(1本の走査線おきに走査線上のデータを保存する)。また、走査線上にある全てのデータを保存するのではなく、深さ方向に所定の間隔でデータを抜き取って保存しても良い。
In this embodiment, the thinning process is performed in units of frames. However, when thinning processes are performed on RF data or data after signal processing, the thinning processes may be performed in units of scanning lines. . The setting of the number of scanning lines is also performed by the
間引き処理の諸条件が操作部10によって設定されると、引き続き、間引き対象となるデータを選択する(ステップS06)。この選択は操作者が操作部10によって行う。操作者はRFデータ、信号処理後のデータ、又は超音波画像データのうち、間引き処理を行うデータを選択する。
When various conditions of the thinning process are set by the
間引き対象となるデータが選択されると、上記で設定された諸条件に従ってそのデータに対して間引き処理が施される(ステップS07)。例えば、間引き対象として超音波画像データが選択され、図3(c)、(d)、及び図5に従った間引き条件が設定されたとする。この場合、図3(c)、(d)に示す空間的な範囲で間引き処理が行われる。つまり、指定された範囲のデータが残され、それ以外の領域にあるデータは表示装置7に表示されることもなく、さらに、記憶装置11に記憶されることもない。具体的には、La〜Lbにおいてはデータを抜き取って収集し、間引きを行わず、それ以外の範囲に含まれるデータに対しては間引き処理を行ってデータを抜き取らない。また、Pa〜Pbについては間引き率が「1」に設定されているため、データを抜き取って収集し、間引きを行わず、それ以外の領域は間引き率が「100」に設定されているため、データの間引きが行われ、データは抜き取られない。
When the data to be thinned is selected, the data is thinned according to the conditions set above (step S07). For example, it is assumed that ultrasonic image data is selected as a thinning target, and thinning conditions according to FIGS. 3C, 3D, and 5 are set. In this case, the thinning process is performed within the spatial range shown in FIGS. That is, the data in the specified range is left, and the data in the other area is not displayed on the display device 7 and is not stored in the
さらに、図5に示す時間的な範囲で間引き処理が行われる。つまり、収縮期に収集された超音波画像データに対しては間引き処理が行われず、表示装置7に表示され、更に記憶装置11に記憶される。
Further, the thinning process is performed in the time range shown in FIG. That is, the thinning process is not performed on the ultrasonic image data collected in the systole, and is displayed on the display device 7 and further stored in the
一方、拡張期に収集された超音波画像データに対しては、2フレーム中、1フレームを間引く。つまり、1フレームおきに超音波画像データを抜き取って収集し、その超音波画像データを表示し、保存することになる。 On the other hand, for the ultrasonic image data collected in the diastole, one frame is thinned out. That is, ultrasonic image data is extracted and collected every other frame, and the ultrasonic image data is displayed and stored.
このように、心臓の動きに基づいてデータの間引き処理を行うことにより、心臓の動きを反映したデータの保存が可能となるため、必要な時間帯のデータを十分に保存することができ、不要な時間帯のデータについては間引き処理を行うことで、データ収集の効率化が図れることになる。 In this way, by performing data thinning processing based on the heart motion, it is possible to save the data reflecting the heart motion, so the data in the required time zone can be saved sufficiently and is unnecessary. By performing a thinning process for data in various time zones, the efficiency of data collection can be improved.
間引き処理が施された超音波画像データは表示装置7及び記憶装置11に出力され、表示装置7のモニタに表示されるとともに、記憶装置11に記憶・保存される(ステップS08)。一方、間引き対象とならなかったRFデータ及び信号処理後のデータはそのまま記憶装置11に記憶される。
The ultrasonic image data subjected to the thinning process is output to the display device 7 and the
また、ステップS06にて超音波画像データではなく、RFデータが間引き対象として選択された場合は、間引き後のRFデータは信号処理回路3に出力されて信号処理後のデータが生成され、更にDSC回路4にて超音波画像データに変換されて表示装置7のモニタに表示される(ステップS08)。信号処理後のデータが間引き対象として選択された場合は、間引き後の信号処理後のデータはDSC回路4に出力されて超音波画像データに変換されて表示装置7のモニタに表示される(ステップS08)。
If RF data is selected as a thinning target instead of ultrasound image data in step S06, the thinned RF data is output to the
このようにRFデータ又は超音波ラスタデータを間引き対象とすることで、その後の処理における時間を短縮することが可能となる。つまり、RFデータは表示装置7に表示されるまでの間、信号処理回路3及びDSC回路4によって所定の処理が施されるが、間引き処理後のRFデータはデータ数が減少しているため、信号処理回路3及びDSC回路4で処理すべきデータ数が少なくなり、そのことにより、信号処理回路3及びDSC回路4における処理時間が少なくて済むことになる。信号処理後のデータについても同様である。この場合、DSC回路4で処理するデータ数が減少するため、DSC回路4における処理時間を短縮することが可能となる。
By using RF data or ultrasonic raster data as a thinning target in this way, it is possible to shorten the time in subsequent processing. That is, the RF data is subjected to predetermined processing by the
次に、時間的な間引き率の設定が異なる例について図6を参照しつつ説明する。この例は、心臓の収縮期及び拡張期に対応した間引き率の設定例である。先に説明した例においては、収縮期内及び拡張期内においては間引き率を一定に設定しているが、この例においては、同じ収縮期内及び拡張期であっても、間引き率を変えている。間引き率を変化させることにより、心臓の動きをより反映したデータの保存等が可能となる。 Next, an example in which the setting of the temporal thinning rate is different will be described with reference to FIG. This example is a setting example of a thinning rate corresponding to the systole and diastole of the heart. In the example described above, the decimation rate is set constant within the systole and within the diastole, but in this example, the decimation rate is changed even within the same systole and diastole. Yes. By changing the thinning rate, it is possible to store data that more reflects the movement of the heart.
図6(b)に示すように、収縮期の初期段階においては間引き率を高く設定し、徐々に間引き率を低くして収縮期の中間期くらいで間引き率を「1」に設定している。さらに、中間期から収縮期の末期(拡張期の初期)に向けて徐々に間引き率を高く設定している。具体的には収縮期の初期段階においては間引き率を「20」〜「30」に設定し、収縮期の末期(拡張期の初期)においては間引き率を「20」〜「30」に設定している。 As shown in FIG. 6B, the thinning rate is set high in the initial stage of the systole, and the thinning rate is gradually lowered to set the thinning rate to “1” around the middle stage of the systole. . Furthermore, the decimation rate is gradually set higher from the intermediate period toward the end of the systole (the initial diastole). Specifically, the thinning rate is set to “20” to “30” at the initial stage of the systole, and the thinning rate is set to “20” to “30” at the end of the systole (the initial stage of the diastole). ing.
一方、拡張期の初期段階においては間引き率を低く設定し、徐々に間引き率を高くして拡張期の中間期くらいで間引き率を「100」に設定している。さらに、中間期から拡張期の末期(収縮期の初期)に向けて徐々に間引き率を低く設定している。具体的には、拡張期の初期(収縮期の終期)においては間引き率を「20」〜「30」に設定し、拡張期の末期においては間引き率を「50」〜「60」に設定している。 On the other hand, the thinning rate is set low in the initial stage of the expansion period, and the thinning ratio is gradually increased to set the thinning ratio to “100” in the middle period of the expansion period. Furthermore, the thinning rate is gradually set lower from the intermediate period to the end stage of the diastole (initial stage of the systole). Specifically, the thinning rate is set to “20” to “30” at the beginning of the diastole (end of systole), and the thinning rate is set to “50” to “60” at the end of the diastole. ing.
この間引き率と実際にデータを間引く数との対応を図6(c)に示す。なお、この例においても先に説明した例と同様に、間引きの単位をフレーム数としている。間引き率が「1」は間引きを行わない。収縮期の初期段階及び末期段階においては、3フレーム中、2フレームのデータを間引く(図には「2/3」と表示している)。また、拡張期の初期段階後においては4フレーム中、3フレームのデータを間引く(「3/4」と表示している)。拡張期の中間期付近においては、8フレーム中、7フレームのデータを間引く(「7/8」と表示している)。そして、拡張期の末期付近においては4フレーム中、3フレームのデータを間引く(「3/4」と表示している)。 FIG. 6C shows the correspondence between the thinning rate and the number of data actually thinned. In this example, as in the example described above, the thinning unit is the number of frames. When the thinning rate is “1”, no thinning is performed. In the initial stage and the end stage of the systole, data of 2 frames are thinned out among 3 frames (indicated by “2/3” in the figure). In addition, after the initial stage of the diastole, 3 frames of data are thinned out (displayed as “3/4”). In the vicinity of the middle period of the diastole, 7 frames of data are thinned out of 8 frames (displayed as “7/8”). Then, in the vicinity of the end of the diastole, 3 frames of data are thinned out (displayed as “3/4”).
このように、心臓の動きに基づいて間引き率を細かく設定することによって、心臓の動きをより反映したデータの保存等が可能となり、データ収集が更に効率的になる。 In this way, by setting the thinning rate finely based on the motion of the heart, it becomes possible to store data more reflecting the motion of the heart, and the data collection becomes more efficient.
時間的な間引き率が設定されると、上述したようにステップS06〜ステップS08の処理が施され、データの間引き処理が行われる。 When the temporal thinning rate is set, the processing of steps S06 to S08 is performed as described above, and the data thinning processing is performed.
なお、この発明における間引き率は図5及び図6に示す例に限られず、様々な間引き率を設定することが可能である。例えば、図7に示すように、収縮期の末期段階(拡張期の初期段階)において間引き率を「100」近くに設定し、拡張期の初期段階(収縮期の末期段階)から拡張期の中間期に向けて徐々に間引き率を低くし、拡張期の中間期で間引き率を「1」に設定し、さらに、拡張期の末期段階に向けて徐々に間引き率を高く設定しても良い。 The thinning rate in the present invention is not limited to the examples shown in FIGS. 5 and 6, and various thinning rates can be set. For example, as shown in FIG. 7, in the end stage of the systole (the initial stage of the diastole), the thinning rate is set to near “100”, and the middle stage of the diastole from the initial stage of the diastole (the end stage of the systole) The thinning rate may be gradually lowered toward the period, the thinning rate may be set to “1” in the intermediate period of the diastole, and the thinning rate may be gradually set higher toward the end stage of the diastole.
以上のように、関心領域を指定してその範囲外のデータを間引いて必要な範囲内のデータのみを抜き取って収集し、表示及び保存することによって、データ容量を削減することが可能となる。さらに、心電波形データに基づいて間引き率を変化させることで、心臓の動きに合わせてデータを抜き取って記憶等することができるため、効率的にデータを収集することが可能となる。 As described above, it is possible to reduce the data capacity by designating the region of interest, thinning out the data outside the range, collecting and displaying only the data within the necessary range, and displaying and storing it. Furthermore, by changing the thinning rate based on the electrocardiographic waveform data, it is possible to extract and store data in accordance with the heart motion, so that data can be efficiently collected.
また、本実施形態において、心電波形データに基づいて間引き処理を行ったが、この発明はそれに限られず、操作者が間引き処理を行う時間を任意に指定することも可能である。この場合、空間的な間引き率を設定したように、操作部10から間引きを行う時間を指定する。なお、このような指定はRFデータ、信号処理後のデータ、及び超音波画像データの全てのデータに対して行うことが可能である。
In the present embodiment, the thinning process is performed based on the electrocardiographic waveform data. However, the present invention is not limited to this, and the operator can arbitrarily specify the time for performing the thinning process. In this case, the thinning time is designated from the
[第2の実施の形態]
次に、この発明の第2の実施形態に係る超音波診断装置の構成について図8を参照しつつ説明する。図8はこの発明の第2の実施形態に係る超音波診断装置の概略構成を示すブロック図である。なお、以下の説明において、略同一の機能及び構成を有する構成要素については、同一の符号を付し、必要な場合にのみ重複説明を行うこととする。
[Second Embodiment]
Next, the configuration of an ultrasonic diagnostic apparatus according to the second embodiment of the present invention will be described with reference to FIG. FIG. 8 is a block diagram showing a schematic configuration of an ultrasonic diagnostic apparatus according to the second embodiment of the present invention. In the following description, components having substantially the same functions and configurations are denoted by the same reference numerals, and redundant description will be provided only when necessary.
この第2の実施形態に係る超音波診断装置は、造影剤を被検体に注入して染影の様子を観察する装置である。図8に示すように、第2の実施形態に係る超音波診断装置は、第1の実施形態に係る超音波診断装置に加えて、VCR12、タイミングコントロール回路13、輝度値算出回路14、及び輝度値比較回路15を備えて構成されている。また、図示しないが制御回路によって各回路の動作が制御されている。なお、本実施形態においては、データ選択回路5、間引き回路6、及び心電計9は備えられていない。
The ultrasonic diagnostic apparatus according to the second embodiment is an apparatus that injects a contrast agent into a subject and observes the appearance of the shadow. As shown in FIG. 8, in addition to the ultrasonic diagnostic apparatus according to the first embodiment, the ultrasonic diagnostic apparatus according to the second embodiment includes a VCR 12, a
VCR12は、DSC回路4にてスキャンコンバージョン処理が施されて得られた超音波画像を録画する。具体的には、造影剤による染影の様子を録画する。タイミングコントロール回路13は、送受信回路2、信号処理回路3、及びDSC回路4における処理のタイミングを指示する回路である。
The VCR 12 records an ultrasonic image obtained by performing the scan conversion process in the
輝度値算出回路14は、DSC回路4にて生成された超音波画像データの染影度(輝度値)を算出する。例えば、平均輝度値又は合計輝度値を算出する。ここで、合計輝度値とは、超音波画像データの各ポイントにおける輝度値(染影度)を合計した値であり、平均輝度値とは、その合計輝度値をポイントの数で割った値である。輝度値算出回路14は、更に、平均輝度値又は合計輝度値の各フレーム間の差を算出する。例えば、今現在収集して表示装置7に表示している超音波画像データの輝度値と、1フレーム前の超音波画像データの輝度値との差を算出する。なお、この輝度値算出回路14がこの発明の「輝度値算出手段」に相当する。
The luminance value calculation circuit 14 calculates the degree of staining (luminance value) of the ultrasonic image data generated by the
輝度値比較回路15は、輝度値算出回路14で算出された平均輝度値の差又は合成輝度値の差と、予め設定された値(閾値)とを比較し、どちらの値が大きいが判定する。この予め設定された値(閾値)は、間引き処理の際の基準となるものであり、輝度値算出回路14で算出された平均輝度値の差又は合計輝度値の差が閾値よりも小さい場合は、データの記憶・保存を行わない。一方、平均輝度値の差又は合計輝度値の差が閾値以上の場合は、そのデータを抜き取って記憶・保存する。なお、この輝度値比較回路15がこの発明の「輝度値比較手段」に相当する。
The luminance
この予め設定された値(閾値)は、経験的に求められるものであり、例えば、時間に対する染影度(輝度)の曲線から求められるものである。具体的には、図11に示す輝度変化曲線の傾きから決定されるものである。この曲線の傾きが大きい場合は単位時間あたりの染影の変化が大きく、傾きが小さく場合は染影の変化は小さい。従って、変化が小さい時間帯のデータは必要性が少ないため、データを間引くことにし、変化が大きい時間帯のデータは必要性が多いため、データを抜き取って記憶・保存し、データを間引かないことにする。つまり、変化が大きい時間帯においては、染影の詳細な様子を観察する必要があり、定量評価のために多くのデータが必要となるため、間引きを行わずデータを抜き取って記憶・保存する。なお、予め設定された値(閾値)は、操作部10によって入力され、図示しない制御回路を介して輝度値比較回路15に出力される。
This preset value (threshold value) is obtained empirically, and is obtained, for example, from a curve of the degree of staining (luminance) with respect to time. Specifically, it is determined from the slope of the luminance change curve shown in FIG. When the slope of this curve is large, the change in shadow per unit time is large, and when the slope is small, the change in shadow is small. Therefore, since there is little need for data in a time zone with a small change, data is thinned out, and data in a time zone with a big change is often necessary, so data is extracted and stored and saved, and data is not thinned out I will decide. That is, in a time zone in which the change is large, it is necessary to observe the detailed state of the dyeing, and a lot of data is necessary for quantitative evaluation. Therefore, the data is extracted and stored and stored without performing thinning. A preset value (threshold value) is input by the
輝度値比較回路15からは、判定結果を示す信号がタイミングコントロール回路13に出力され、タイミングコントロール回路13はその判定結果に基づいて信号処理回路3に信号処理後のデータの記憶又は間引き処理を行うように指示を出力する。
A signal indicating the determination result is output from the luminance
次に、第2の実施形態に係る超音波診断装置の動作について、図9乃至図12を参照しつつ説明する。図9は第2の実施形態に係る超音波診断装置の動作を順番に示すフローチャートである。図10は造影剤による染影の様子を説明するための図である。図11は染影度の時間変化を表すグラフである。図12は間引き処理後のデータに基づいて作成された染影度の時間変化を表すグラフである。 Next, the operation of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the second embodiment will be described with reference to FIGS. FIG. 9 is a flowchart showing the operations of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the second embodiment in order. FIG. 10 is a diagram for explaining a state of staining with a contrast agent. FIG. 11 is a graph showing the change in the degree of staining over time. FIG. 12 is a graph showing a temporal change in the degree of staining created based on the data after the thinning process.
まず、被検体に微小気泡を主成分とする超音波造影剤を投与する。例えば、被検体の静脈から超音波造影剤を注入する。そして、超音波プローブ1から超音波を被検体に対して送信し、被検体からの反射波をエコー信号として受信する。この反射波には超音波造影剤からの反射波が含まれている。送受信回路2はこのエコー信号に基づいて上述したようにRFデータを生成し、信号処理回路3に出力する。信号処理回路3では、各モードの応じた処理が施されて信号処理後のデータが生成されてDSC回路4に出力される。そして、DSC回路4にて超音波画像データが生成されて輝度値検出回路14に出力される(ステップS21)。
First, an ultrasonic contrast agent mainly composed of microbubbles is administered to a subject. For example, an ultrasound contrast agent is injected from the vein of the subject. Then, an ultrasonic wave is transmitted from the
また、信号処理後のデータはDSC回路4に出力されるとともに、記憶装置11と信号処理回路3との間に設置されたバッファ16aに出力され、一時的に記憶される。このようにバッファ16aに一時的に信号処理後のデータを記憶させるのは、この後行われる輝度計算の対象となる超音波画像データのフレームと、記憶すべき信号処理後のデータのフレームとを一致させるためである。また、超音波画像データは輝度値算出回路14に出力されるとともに、表示装置7及VCR12にも出力され、表示装置7のモニタ上に表示される。
Further, the signal-processed data is output to the
輝度値算出回路14は、超音波画像データの平均輝度値又は合成輝度値を算出する(ステップS22)。そして、引き続き、平均輝度値又は合計輝度値の各フレーム間の差を算出する。具体的には、現在表示装置7に表示している超音波画像データの輝度値と、1フレーム前の超音波画像データの輝度値との差を算出する。この差は以下の式(1)、式(2)で表される。
式(1)平均輝度値を使用する場合
平均輝度値の差=平均輝度値FN−平均輝度値FN−1
ここで、平均輝度値FNは現在表示装置7に表示している超音波画像データの平均輝度値であり、平均輝度値FN−1は1フレーム前の超音波画像データの平均輝度値である。
式(2)合計輝度値を使用する場合
合計輝度値の差=合計輝度値FN−合計輝度値FN−1
ここで、合計輝度値FNは現在表示装置7に表示している超音波画像データの合計輝度値であり、合計輝度値FN−1は1フレーム前の超音波画像データの合計輝度値である。
なお、各フレームは超音波画像データ収集の各時間に対応しているため、フレーム間の差が上述した輝度変化曲線の傾きに対応することになる。換言すると、フレーム間の差は輝度値の時間変化を表していることになる。
The luminance value calculation circuit 14 calculates an average luminance value or a combined luminance value of the ultrasonic image data (Step S22). Subsequently, the difference between each frame of the average luminance value or the total luminance value is calculated. Specifically, the difference between the luminance value of the ultrasonic image data currently displayed on the display device 7 and the luminance value of the ultrasonic image data one frame before is calculated. This difference is expressed by the following formulas (1) and (2).
Expression (1) When using average luminance value Difference of average luminance value = Average luminance value F N −Average luminance value F N−1
Here, the average luminance value F N is the average luminance value of the ultrasonic image data currently displayed on the display device 7, and the average luminance value F N-1 is the average luminance value of the ultrasonic image data one frame before. is there.
Formula (2) When using the total luminance value Difference of total luminance value = total luminance value F N −total luminance value F N−1
Here, the total luminance value F N is the total luminance value of the ultrasonic image data currently displayed on the display device 7, and the total luminance value F N-1 is the total luminance value of the ultrasonic image data of the previous frame. is there.
Since each frame corresponds to each time of ultrasonic image data collection, the difference between the frames corresponds to the slope of the luminance change curve described above. In other words, the difference between frames represents a change in luminance value over time.
次に、輝度値比較回路15は、平均輝度値の差又は合計輝度値の差と、予め設定された値(閾値)とを比較し、大小を判定する(ステップS23)。大小関係と間引き処理との関係を式(3)、式(4)に示す。
式(3)平均輝度値を使用する場合
平均輝度値の差≧平均輝度値の閾値th の場合は間引きを行わない
平均輝度値の差<平均輝度値の閾値th の場合は間引きを行う
ここで、平均輝度値の閾値thは予め設定された値である。
式(4)合計輝度値を使用する場合
合計輝度値の差≧合計輝度値の閾値th の場合は間引きを行わない
合計輝度値の差<合計輝度値の閾値th の場合は間引きを行う
ここで、合計輝度値の閾値thは予め設定された値である。
Next, the luminance
Thinned out in the case of the threshold value t h of the difference <the average luminance value of the average luminance value is not performed thinning if threshold t h of the difference ≧ average luminance value when the average luminance values using equation (3) the average luminance value here, the threshold value t h of the average brightness value is a preset value.
Thinned out in the case of the threshold value t h of the difference <the total luminance value of the total luminance value is not performed thinning if threshold t h of the difference ≧ total luminance value when the total luminance value using Equation (4) Total luminance value here, the threshold value t h total luminance value is a preset value.
平均輝度値を使用した場合について説明する。輝度値比較回路15が「平均輝度値の差≧平均輝度値の閾値th」と判定した場合(ステップS24、Yes)、輝度値比較回路15は信号処理後のデータを抜き取って記憶する決定をして、その決定結果をタイミングコントロール回路13に出力する。フレーム間の差は輝度値の時間変化を表し、輝度変化曲線の傾きに対応しているため、その傾きから決定される閾値thとフレーム間の差とを比較することで、輝度の変化を反映したデータを抜き取って記憶・保存することが可能となる。
A case where the average luminance value is used will be described. When the luminance
タイミングコントロール回路13は、その決定結果を受けて信号処理回路3に信号処理後のデータを記憶するように指示を出力する。信号処理回路3は、その指示を受けてバッファ16aに一時的に記憶しておいた信号処理後のデータを記憶装置11に出力し、記憶装置11はその信号処理後のデータを記憶する(ステップS25)。このように、バッファ16aに輝度計算の対象となる超音波画像データに対応する信号処理後のデータを記憶させておくことで、その超音波画像データの基になった信号処理後のデータを記憶装置11に記憶することが可能となる。
In response to the determination result, the
一方、輝度値比較回路15が「平均輝度値の差<平均輝度値の閾値th」と判定した場合(ステップS24、No)、輝度値比較回路15は信号処理後のデータを抜き取らずに間引きする決定をして、その決定結果をタイミングコントロール回路13に出力する。
On the other hand, when the luminance
タイミングコントロール回路13は、その決定結果を受けて信号処理回路3に信号処理後のデータの間引きを行うように指示を出力する。信号処理回路3は、その指示を受けてバッファ16aに一時的に記憶しておいた信号処理後のデータを消去することでデータの間引きを行う(ステップS26)。
In response to the determination result, the
このように、染影度(輝度値)を基準に間引きの判断を行うことで、染影度を用いた定量評価に必要なデータを効率良く記憶することが可能となる。つまり、染影度の変化が大きい時間帯においては染影の詳細な様子を観察するため信号処理後のデータを記憶しておき、変化が少ない時間帯においては多くのデータは不要であるため、間引き処理を行うことで、染影の度合いを反映したデータの収集が可能となり、定量評価に必要なデータを効率良く記憶・保存することが可能となる。 As described above, by determining the thinning based on the degree of staining (luminance value), it is possible to efficiently store data necessary for quantitative evaluation using the degree of staining. In other words, the data after signal processing is stored in order to observe the detailed state of the shadow in a time zone where the change in the degree of staining is large, and a lot of data is unnecessary in the time zone where the change is small. By performing the thinning process, it is possible to collect data reflecting the degree of shadowing, and it is possible to efficiently store and save data necessary for quantitative evaluation.
また、染影度(輝度値)の違いの確認を容易にし、輝度値算出回路14での計算量を減らすために、超音波画像上に関心領域(ROI)を設定し、その関心領域(ROI)内の輝度値のみを輝度値計算回路14で計算しても良い。 In addition, in order to facilitate the confirmation of the difference in the degree of staining (luminance value) and reduce the amount of calculation in the luminance value calculation circuit 14, a region of interest (ROI) is set on the ultrasonic image, and the region of interest (ROI) Only the luminance values in () may be calculated by the luminance value calculation circuit 14.
関心領域(ROI)を設定する場合、操作部10と表示装置7とに接続される関心領域設定回路(図示しない)を設ける。そして、操作者が操作部10のマウスやトラックボール等を操作することで、関心領域設定回路は表示装置7のモニタ上に所定の面積を有する関心領域(ROI)を表示する。
When setting a region of interest (ROI), a region of interest setting circuit (not shown) connected to the
図10に関心領域を設定した場合の表示例を示す。図10に示すように、染影する領域を関心領域(ROI)として指定する。図10(a)は造影剤を注入した直後の染影を表し、図10(b)は染影の度合いが更に進んだ状態を表している。輝度値算出手段14は、図10に示す関心領域(ROI)内の平均輝度値又は合計輝度値を算出する。計算すべきデータ量が少ないため、計算量が減少し、平均輝度値等を算出する時間を短縮することがかのうとなる。 FIG. 10 shows a display example when a region of interest is set. As shown in FIG. 10, a region to be shaded is designated as a region of interest (ROI). FIG. 10 (a) shows the staining immediately after the contrast agent is injected, and FIG. 10 (b) shows the state in which the degree of staining has further advanced. The luminance value calculation means 14 calculates the average luminance value or the total luminance value in the region of interest (ROI) shown in FIG. Since the amount of data to be calculated is small, the amount of calculation is reduced, and the time for calculating the average luminance value or the like is shortened.
また、記憶装置11に記憶された信号処理後のデータに基づいて超音波画像データを生成するときに、どのフレームが間引かれたのか判断が可能なようにフレーム番号をカウントし、抜き取られた信号処理後のデータとともにフレーム番号も同時に記憶する。
In addition, when generating the ultrasonic image data based on the signal-processed data stored in the
例えば、フレーム番号をカウントするカウンタ(図示しない)をタイミングコントロール回路13に接続して設置し、1フレームごとに番号をカウントする。具体的には、超音波の送受信によりデータ収集を開始し、1枚目のフレームの番号を「1」とカウントし、そのフレーム番号を、タイミングコントロール回路13を介して信号処理後のデータに付帯情報として付与する。
For example, a counter (not shown) for counting frame numbers is connected to the
そして、輝度値算出回路14及び輝度値比較回路15によって間引きの有無が判断され、上述したように信号処理後のデータを記憶又は削除する。信号処理後のデータを記憶する場合は、その信号処理後のデータに対応したフレーム番号を信号処理後のデータに関連付けて記憶する。
Then, the luminance value calculation circuit 14 and the luminance
記憶装置11に記憶されている信号処理後のデータに基づいて超音波画像データを生成し、染影度を評価する場合、フレーム番号に従って染影度の輝度曲線を描写する。その輝度曲線を図12に示す。フレーム番号はデータ収集の時間に対応しているため、信号処理後の各データに付与されているフレーム番号に基づいて、その信号処理後のデータが収集開始からどのくらいの時間が経った後に収集されたのか判断することができる。
When ultrasonic image data is generated based on the signal-processed data stored in the
図12において、横軸はフレーム番号から求めた時間を示している。このように、信号処理後のデータを記憶する際にフレーム番号を付与することによって、間引き処理が行われた信号処理後のデータを判別することが可能となり、間引き処理が行われても記憶された信号処理後のデータに基づいて輝度変化曲線を作成することが可能となる。 In FIG. 12, the horizontal axis indicates the time obtained from the frame number. Thus, by assigning a frame number when storing data after signal processing, it becomes possible to determine the data after signal processing that has been subjected to the thinning process, and the data is stored even if the thinning process is performed. It is possible to create a luminance change curve based on the data after the signal processing.
なお、本実施形態においては、信号処理後のデータを記憶・保存したが、送受信回路2から出力されるRFデータ、又はDSC回路4から出力される超音波画像データに対して間引き処理を行って記憶・保存しても良い。
In this embodiment, the signal-processed data is stored / saved, but thinning processing is performed on the RF data output from the transmission /
1 超音波プローブ
2 送受信回路
3 信号処理回路
4 DSC回路(デジタルスキャンコンバータ回路)
5 データ選択回路
6 間引き回路
7 表示装置
8 制御回路
9 心電計(ECG)
10 操作部
11 記憶装置
12 VCR
13 タイミングコントロール回路
14 輝度値算出回路
15 輝度値比較回路
1
5
10
13 Timing control circuit 14 Luminance
Claims (9)
前記エコー信号に対して遅延時間の付与を含む処理を施して第1のデータを生成し、前記第1のデータに対して検波処理及び対数変換処理を含む処理を施すことによって生成される前記被検体の組織の形態情報を表すデータ、前記第1のデータからドプラ偏位周波数成分の取り出し処理及びFFT処理を含む処理を施すことによって生成される血流状態を表すデータ、又は前記第1のデータに対して自己相関処理及び流速演算処理を含む処理を施すことによって生成される血流状態を表すデータのうち、いずれかのデータからなる第2のデータを生成し、前記第2のデータに対して座標変換処理を施して表示用の第3のデータを生成する画像生成手段と、
前記第1のデータ、前記第2のデータ、又は前記第3のデータのうちいずれかのデータに対して、所定の時間に得られ、かつ、関心領域内に含まれるデータを抜き取って記憶及び/又は表示するデータ間引き手段と、
を有することを特徴とする超音波診断装置。 An ultrasonic probe that transmits ultrasonic waves to the subject and receives reflected waves as echo signals from the subject; and
The echo signal is generated by subjecting the echo signal to processing including provision of a delay time to generate first data, and subjecting the first data to processing including detection processing and logarithmic transformation processing. Data representing the morphology information of the tissue of the specimen, data representing a blood flow state generated by performing processing including extraction processing and FFT processing of Doppler deviation frequency components from the first data, or the first data Among the data representing the blood flow state generated by performing processing including autocorrelation processing and flow velocity calculation processing on the second data consisting of any one of the data, Image generating means for performing coordinate conversion processing to generate third data for display;
With respect to any one of the first data, the second data, and the third data, data obtained at a predetermined time and included in the region of interest is extracted and stored, and / or Or data thinning means for displaying;
An ultrasonic diagnostic apparatus comprising:
前記データ間引き手段は、前記第1のデータ、前記第2のデータ、又は前記第3のデータのうちいずれかのデータに対して、前記心電波形データに基づいてデータを抜き取り、かつ、前記抜き取られたデータの関心領域内に含まれるデータを抜き取って記憶及び/又は表示することを特徴とする請求項1に記載の超音波診断装置。 An electrocardiogram waveform collecting means for collecting electrocardiogram waveform data of the subject;
The data thinning means extracts data based on the electrocardiographic waveform data from any one of the first data, the second data, and the third data, and the extracted data The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1, wherein data included in a region of interest of the extracted data is extracted and stored and / or displayed.
前記エコー信号に対して遅延時間の付与を含む処理を施して第1のデータを生成し、前記第1のデータに対して検波処理及び対数変換処理を含む処理を施すことによって生成される前記被検体の組織の形態情報を表すデータ、前記第1のデータからドプラ偏移周波数成分の取り出し処理及びFFT処理を含む処理を施すことによって生成される血流情報を表すデータ、又は前記第1のデータに対して自己相関処理及び流速演算処理を含む処理を施すことによって生成される血流情報を表すデータのうち、いずれかのデータからなる第2のデータを生成し、前記第2のデータに対して座標変換処理を施して表示用の第3のデータを生成する画像生成手段と、
前記第1のデータ、前記第2のデータ、又は前記第3のデータのうちいずれかのデータに対して、前記表示用の第3のデータの染影度を表す輝度に基づいてデータを抜き取って記憶する第2のデータ間引き手段と、
を有することを特徴とする超音波診断装置。 An ultrasonic probe for transmitting an ultrasonic wave to a subject to which an ultrasonic contrast agent mainly composed of microbubbles is administered and receiving an echo signal including a reflected wave from the ultrasonic contrast agent;
The echo signal is generated by subjecting the echo signal to processing including provision of a delay time to generate first data, and subjecting the first data to processing including detection processing and logarithmic transformation processing. Data representing the morphology information of the tissue of the specimen, data representing blood flow information generated by performing processing including extraction processing of Doppler shift frequency components and FFT processing from the first data, or the first data Among the data representing blood flow information generated by performing processing including autocorrelation processing and flow velocity calculation processing on the second data consisting of any one of the data, Image generating means for performing coordinate conversion processing to generate third data for display;
For any one of the first data, the second data, and the third data, the data is extracted based on the luminance representing the degree of staining of the third data for display. Second data thinning means for storing;
An ultrasonic diagnostic apparatus comprising:
前記平均輝度値の差又は前記合計輝度値の差と、予め設定された所定の値とを比較して大小関係を判定する輝度値比較手段と、を有し、
前記第1のデータ、前記第2のデータ、又は前記第3のデータのうちいずれかのデータに対して、前記平均輝度値の差又は前記合計輝度値の差が前記予め設定された所定の値以上の場合にデータを抜き取って記憶することを特徴とする請求項6に記載の超音波診断装置。 The second data thinning unit calculates an average luminance value or a total luminance value for each frame of the third data for display generated by the image generating unit, and calculates an average luminance value with respect to the previous frame. A luminance value calculating means for calculating a difference between the two or a total luminance value;
A luminance value comparing means for comparing the difference of the average luminance value or the difference of the total luminance value with a predetermined value to determine a magnitude relationship;
With respect to any one of the first data, the second data, and the third data, the difference between the average luminance values or the difference between the total luminance values is the predetermined value set in advance. The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 6, wherein data is extracted and stored in the above case.
The second data thinning-out means stores the first data, the second data, or the third data with an identifiable frame number when storing the data. The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 7, wherein:
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