JP5022700B2 - 超音波診断装置 - Google Patents

Description

本発明は、超音波をスキャンして得られた信号を補間し座標変換して表示する超音波診断装置に関する。

超音波診断装置は、超音波プローブに内蔵された圧電振動子から被検体内への超音波の送受信を繰り返し、各種処理を行なうことにより被検体内の超音波画像により生体情報を得る装置である。この超音波を二次元面上で走査して構成される超音波画像をフレームという。また、１秒間に形成できる超音波画像の枚数をフレームレートという。超音波診断装置では、超音波断層法による診断と、超音波ドプラ法による診断とを行うことができる。

超音波断層法による診断は、超音波で被検体内の断面を走査し、反射波信号の振幅を輝度に変換することにより、被検体の二次元断層像を得るものである。超音波断層法により得られた二次元断層像はＢモード画像と呼ばれる。このＢモード画像を作成する基となるデータをＢモードデータという。

また、超音波ドプラ法による診断は、超音波のドプラ効果を利用して被検体内の血流や組織の速度を計測したり、血流をカラーで２次元画像（以下、「カラードプラ像」というときがある。）として表示させたりする方法である。超音波ドプラ法のうち、特に血流速度を検出し、血流をカラーで表示させる方法はカラードプラ法と呼ばれる。

ここで、受信した超音波信号を設定した速さ以上で動くものを抽出するＭＴＩ（Ｍｏｖｉｎｇ Ｔａｒｇｅｔ Ｉｎｄｉｃａｔｏｒ）フィルタを通した後、得られる複素数ドプラ信号をｘ_１，ｘ_２，ｘ_３，・・・，ｘ_Ｎとすると、
パワーＰはＰ＝Σ｜ｘ_ｉ｜^２
自己相関関数Ｃ_１はＣ_１＝Σｘ_ｉ ^＊ｘ_ｉ＋１（ここでｘ^＊は共役複素数である。）
速度ＶはＶ＝ｔａｎ^−１Ｃ_１
分散ＴはＴ＝１−｜Ｃ_１｜／Ｐ
と表わされる。

さらに、超音波断層法により得られたＢモード画像にカラードプラ法により得られたカラードプラ像を重ねて表示させる手法は、カラードプラ断層法と呼ばれる。

このように、超音波診断装置では、圧電振動子によってほぼ定点から超音波ビームを所定の方向に偏向して送信及び受信を行い、その方向を順次変化させて超音波スキャンを行うことで、２次元断面内あるいは３次元空間内のデータを得る。そして、データを取得したときの座標系（この座標系は（走査方向、距離）の座標系である。以下、この座標系を「処理座標系」、座標を「処理座標」という。）による超音波スキャンを行って得られたサンプル点（図２（Ａ）参照）から、画像表示用のモニタに表示するには、表示モニタの格子である直交座標系（図２（Ｂ）参照）に変換する必要がある。ここで、図２（Ａ）は処理座標で表された超音波信号の図。図２（Ｂ）は変換する先となる直交座標の図である。そして、図２（Ｃ）は処理座標と直交座標を重ねた座標変換の概念図である。そして、図２（Ｃ）で重ね合わせて表わされているように、座標変換により処理座標の点を直交座標の点として表す必要がある。

これらの、超音波診断装置における座標変換及び補間の処理は、従来は、ＤＳＣ（Ｄｉｇｉｔａｌ Ｓｃａｎ Ｃｏｎｖｅｒｔｅｒ）と呼ばれる専用のハードウェアで行われてきた（例えば、特許文献１参照。）。以下、ＤＳＣで行われてきた補間処理について説明する。

Ｂモードデータ、又は血流情報である血流の速度、分散、及びパワーの各データ（以下、これらのデータを区別しない場合には、いずれか一つ又は複数のデータを超音波データということがある。）の補間の場合、バイリニア補間を行う。例えば、カーネルサイズ（カーネルサイズとは、補間を行うためのフィルタをかける大きさをいう。ここでは、フィルタは、いわば平均化する程度を表わし、その平均化の程度は補間点の数に依存する。）が２×２のバイリニア補間の場合、４点をＸ又はＹ方向の２組に分けその組の間を通常の比例で補間（リニア補間）し、その補間により求めた２点を用いてさらにリニア補間することで元の４点間の補間を行う方法である。言い換えれば、隣接する４点のデータをＡ，Ｂ，Ｃ，Ｄとした場合に、（１−β）｛（１−α）Ａ＋αＢ｝＋β｛（１−α）Ｃ＋αＤ｝という式で補間値を計算する方法である。ここで、α及びβは処理座標における距離方向及び方位方向（Ｘ及びＹ）の補間中心からのズレの割合である。

さらに、カーネルサイズ２×４の補間の場合の補間処理を、Ｂモード画像を生成する場合で説明する。図４はＢモードデータの補間を説明するための図であり、この図はテクスチャーと呼ばれる。図４（Ａ）は処理座標における取得したＢモードデータを表わす図である。図４（Ｂ）は変換する先の直交座標を表わす図である。図４（Ｃ）は処理座標系における取得したＢモードデータを拡大した図である。図４（Ａ）に示される取得したＢモードデータの処理座標と、図４（Ｂ）に示される変換する先の直交座標の情報を参照し、処理座標から直交座標へ変換するために対応する頂点を一時記憶手段に記憶させる。すなわち、（０，０）と（ｘ_０，ｙ_０）の対応、（０，１）と（ｘ_０，ｙ_０）の対応、（１，０）と（ｘ_１，ｙ_１）の対応、（１，１）と（ｘ_２，ｙ_２）の対応といった組み合わせである。ここで、Ｂモードデータの処理座標は、図４（Ａ）に示すように走査方向（ｖ）を縦軸に、距離（ｕ）を横軸に採ったグラフで表わされている。また、変換後の直交座標は、図４（Ｂ）に示すように横軸をＸ座標、縦軸をＹ座標としたグラフで表されている。

ここで、補間する点として直交座標系における（ｘ，ｙ）を抽出した場合を考える。次に、直交座標系の点（ｘ，ｙ）に対応した処理座標系の点（ｕ，ｖ）を算出する。

点（ｕ，ｖ）を受けて、カーネルサイズ２×４を基に、切捨てによって（ｕ，ｖ）に対応する、図４（Ａ）に示すオリジナルのサンプル点、Ａ１，Ａ２，Ｂ１，Ｂ２，Ｃ１，Ｃ２，Ｄ１，Ｄ２を得る。図４（Ｃ）に示すように、各サンプル点は２×４の列となっている。ここで、図４は本発明に係る超音波診断装置による補間を説明するための図である。図４（Ｃ）に示すように、Ｂ１とＣ１との距離を１としたとき、（ｕ，ｖ）とＢ１とＢ２を結ぶ線までの割合はｄｖであり、Ａ１とＡ２の距離を１としたとき、（ｕ，ｖ）とＡ１とＤ１を結ぶ線までの割合はｄｕであるとする。

次に、Ａ１とＡ２、Ｂ１とＢ２、Ｃ１とＣ２、Ｄ１とＤ２の間の割合ｄｕの位置にある点のカーネルサイズ２×２のバイリニア補間を行う。ここで、各補間点においてｖ軸方向の値はそれぞれＡ１、Ｂ１、Ｃ１，Ｄ１と同じであるので、この２×２の補間は２点間の補間と等価になる。すなわち、低次元補間機能部１１１は、補間値として（１−ｄｕ）Ａ１＋ｄｕＡ２，（１−ｄｕ）Ｂ１＋ｄｕＢ２，（１−ｄｕ）Ｃ１＋ｄｕＣ２，（１−ｄｕ）Ｄ１＋ｄｕＤ２を算出する。この得られた補間値を図４（Ｃ）に示すようにＡ３，Ｂ３，Ｃ３，Ｄ３とする。

次に、補間値Ａ３，Ｂ３，Ｃ３，Ｄ３、及び補間関数ｆ（ｘ）からの補間係数の算出を説明する。図５は補間関数からの補間係数の算出を説明するための図である。補間関数ｆ（ｘ）は粗から密までの精細さを表わす関数である。ここでは、補間関数ｆ（ｘ）は精細な画像を得るための補間関数であるとする。そのため、図５に示すようにｆ（ｘ）は、前述の２×２のバイリニア補間で算出した４点の補間値の中間点のｘ座標を０とした時に、ｙ座標が０になるような関数として与えられている。例えば、図５に示す、点５０１、点５０２、点５０３、及び点５０４は補間点とサンプル点と一致した場合を表わしている。そして、補間点とサンプル点が一致していない場合、実際に補間したい点（ｕ，ｖ）からＢ３までの割合はｄｖであるので、（ｕ，ｖ）のｘ座標を０となるように持ってきたとき、すなわち、点５０９が（ｕ，ｖ）にあたるように、点５０１を点５０５に、点５０２を点５０６に、点５０３を点５０７に、点５０４を点５０８に、距離５１１を移動させた４点のｙ座標の値が求められる。このｙ座標の値は、図５に示すように、それぞれ、ａ，ｂ，ｃ，ｄと算出される、この値が補間係数となる。

求めた補間係数をもとに、Ａ１，Ａ２，Ｂ１，Ｂ２，Ｃ１，Ｃ２，Ｄ１，Ｄ２による（ｕ，ｖ）の補間値を算出する。この補間値は[式１]で求められる。
[式１]
ａ（（１−ｄｕ）Ａ１＋ｄｕＡ２）＋ｂ（（１−ｄｕ）Ｂ１＋ｄｕＢ２）＋ｃ（（１−ｄｕ）Ｃ１＋ｄｕＣ２）＋ｄ（（１−ｄｕ）Ｄ１＋ｄｕＤ２）として求められる。
ｄｕ：距離方向の補間中心からのズレ
ａ，ｂ，ｃ，ｄ：方位方向の４点の補間係数

また、画像表示を行うためにはＧＰＵ（Ｇｒａｐｈｉｃｓ Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ Ｕｎｉｔ）を使用する。近年のＧＰＵは、座標変換の機能もサポートしており、この機能を使用することで、ＣＰＵの座標変換による負荷を軽減することが可能である。しかし、ＧＰＵでサポートされている補間機能は、最大でもカーネルサイズが２×２のバイリニア補間である。

特開平１１−９６０３号公報

しかし、ＤＳＣで補間処理や座標変換の処理を行うためには、専用のハードウェアを作成する必要があり、開発及び生産のコストが掛かるし、さらに、ハードウェアでの処理では開発時に埋め込まれた処理しか行えず、後から処理内容の変更や新しい処理への対応を行う場合には、再度専用のハードウェアを作る必要がある。

この点、近年はＣＰＵ（Ｃｅｎｔｒａｌ Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ Ｕｎｉｔ）の処理速度が向上して、ＤＳＣと同等の処理を全て、ソフトウェアを用いてＣＰＵにより処理させる方法も考案されている。しかし、フレームレートが毎秒６０フレームの画像などをＣＰＵで変換して表示する処理は、ＣＰＵには負荷が大きく、表示以外の処理の応答性が遅くなったり、表示画像が欠落したりする問題が発生する。

また、超音波診断装置ではより高画質な画像が求められるため、高次のカーネルサイズで補間を行う必要があり、最低でも２×４のカーネルサイズが必要である。この点、超音波診断装置では、２×２のカーネルサイズによる補間と２×４のカーネルサイズによる補間では、画質差が明らかである。したがって、一般的なＧＰＵでの処理では必要とされる画像を作成することが困難である。ここで、ＧＰＵとは、画像表示機能、シェーディング機能や補間機能といった演算機能を有する画像処理チップである。

さらに、血流信号（カラードプラ像）の速度信号を補間する場合には、折り返し（エイリアシング）を考慮する必要がある。この折り返しとは、速度信号を表わすスペクトラム成分が、データを取得するためのサンプリングパルスの繰返し周波数の半分、すなわちナイキスト周波数を超えた場合に、スペクトラム成分が負の方向の流れとして観測される現象をいう。図３は折り返しを説明するための図であり、図３（Ａ）は血流の流れ及び超音波信号を表わす図であり、図３（Ｂ）は超音波信号と色との関係を表わすためのグラフである。そして、図３（Ｂ）は縦軸に速度とそれに対応する色を表わしたグラフであり、中間値３１０を０とし最高速度（値３０９）を１２７として、最低スピード（値３１１）をー１２８とする。例えば、図３に示すように、血液３０１が矢印３００方向に流れている場合を考える。血液３０１における点３０２は速度１００の赤で表現される点３０４で表わされ、血液３０１における点３０３は速度−１００の青で表現される点３０５で表わされる。ここで、点３０５は折り返しのために逆方向の血流として表わされている。ここで通常の補間を行うと、点３０４と点３０５の補間となり、速度０の黒で表現される点３０６になってしまう。しかし、実際には、折り返し現象によって速度が１００（赤）から−１００（青）に変化しているのであり、期待される補間値は−１２８（青）の点３０７である。このような特殊な補間は一般的なＧＰＵの機能では実現困難である。

また、超音波診断装置における画像処理には、組織像（Ｂモード像）と血流像（カラードプラ像）を所定の論理で合成して１枚の画像にする処理も必要である。しかし、この合成理論はＢモード像及びカラードプラ像の両者の値によって変化する場合があり、一般的なＧＰＵに搭載されているアルファブレンディングといった単純に画像を重ね合わせる機能では実現が困難である。

しかし、初期のＧＰＵアーキテクチャでは、ＧＰＵの開発時に埋め込まれたグラフィクス処理しかできなかったが、近年のプログラマブルＧＰＵアーキテクチャでは、システムをアップデートすることにより、新しく開発された技術を即時に適用可能である。これにより、最新の技術を適用したグラフィクス処理を早期に使用することができる。

この発明は、このような事情に鑑みてなされたもので、ハードウェア及びソフトウェアの両方を組み合わせて補間を行い、高画質な超音波画像を表示できる、超音波画像の処理用にプログラミング可能なＧＰＵを使用した超音波診断装置を提供することを目的としている。

さらに、速度、分散、パワーを複素数データとして扱い、計算することで、血流の速度情報における折り返しの対策が容易に行える超音波診断装置を提供することを目的としている。

上記課題を解決するために、請求項１記載の超音波診断装置は、超音波プローブと、前記超音波プローブを介して被検体を超音波で走査し、受信する送受信手段と、前記送受信手段が受信したデータに基づいて超音波画像を生成し表示手段に表示させる画像生成手段と、を備える超音波診断装置であって、前記画像生成手段は、前記受信したデータの処理座標系から直交座標系へ座標変換するために、取得したデータに対して低次元の補間を行う低次元補間機能部と、高次元の補間を行う高次元補間機能部と、補間され座標変換されたデータに基づく超音波画像を表示手段に表示させる画像表示制御機能とを有することを特徴とするものである。

請求項１に記載の超音波診断装置によると、超音波信号を直交座標系に表示するための補間の基礎的な一部をハードウェアで行うことにより、速い処理を行わせ、さらに一部をプログラムで行うので、このプログラムをプログラミングすることで様々な補間関数のもとで補間を行うことができる。これにより、補間処理を行う専用のハードウェアを開発する必要がなくなり、コストを削減することができ、さらに処理内容の変更や新しい処理への対応が容易となる。

〔第１の実施形態〕
以下、この発明の第１の実施形態に係る超音波診断装置について説明する。図１は本発明に係る超音波診断装置の機能を表すブロック図である。ここで、図１における、Ｂモード処理手段００３、血流情報処理手段００４、及び実行制御手段００５はＣＰＵで構成されている。また、画像生成手段００６はＧＰＵ１００で構成されており、このＧＰＵ１００は、処理座標から直交座標への座標変換のための補間を行う補間機能部１１０、及び画像表示制御機能部１２０を有する。さらに、補間機能部１１０は低次元補間機能部１１１と高次元補間機能部１１２の２つの機能を有する。ここで、低次元補間機能部１１１とはハードウェアあるいはＧＰＵ１００内のマイクロコードにより超音波データの補間の基礎的な部分の演算を行うものであり、高次元補間機能部１１２とはあらかじめプログラミングされたシェーディング処理を行うプログラムによりハートウェアによって演算された値を用いてより高次の補間を行うものである。このシェーディング処理とは一般的には画像の変形、移動、及び色の効果の処理であり、本発明では、補間及び座標変換を行うことを主たる処理とするものである。本発明に係る超音波診断装置では、実際は実行制御手段００５により全体の制御が行われているが、以下では説明の都合上、各手段が直接情報のやり取りを行っているように説明することがある。

送受信手段００２は、超音波プローブ００１を介し受信した超音波信号を、Ｂモード処理手段００３及び血流情報処理手段００４に送る。

Ｂモード処理手段００３は、取得した超音波信号を、Ｂモードデータに変換する。ここで、Ｂモードデータとして得られるデータは、走査方向及び距離の座標で表される位置における強度の情報を持つ。

次に、Ｂモード処理手段００３は、得られたＢモードデータを画像生成手段００６に送る。

血流情報処理手段００４は、取得した超音波信号を、血流情報である、速度、分散、及びパワーのデータに変換する。ここで、血流情報として得られるデータは、背景技術で説明したように、検出した超音波信号から得られる複素ドプラ信号を基に、算出されたものである。

次に、血流情報処理手段００４は、得られた血流情報である、速度、分散、及びパワーのデータを画像生成手段００６に送る。

以下、Ｂモード処理手段００３及び血流情報処理手段００４から画像生成手段００６に送られてきた、画像処理を行っていないデータを、オリジナルのデータということがある。

実行制御手段００５は、操作者により入力されたカーネルサイズ及び補間関数を画像生成手段００６に送る。ここでは、カーネルサイズを２×４、補間関数をｆ（ｘ）としたとする。

画像生成手段００６は、受けたＢモードデータ又は血流情報である、速度、分散、及びパワーのデータを一時記憶手段００７に記憶させる。そして、一時記憶手段００７に記憶させたデータを基に、Ｂモードデータ又は血流情報である、速度、分散、及びパワーのデータを表示手段００８に表示させるため、座標変換及び補間を行う。以下、Ｂモードデータの場合と、血流情報の場合に分けて、画像生成手段００６による座標変換、補間、及び画像表示を詳細に説明する。

〔Ｂモードデータの場合〕
ＧＰＵ１００は、図４（Ａ）に示される受けたＢモードデータの処理座標にある位置情報と、図４（Ｂ）に示される変換したい直交座標の情報を参照し、Ｂモードデータ位置情報から直交座標へ変換するために対応する頂点を一時記憶手段００７に記憶させる。

ＧＰＵ１００は補間する点を抽出する。ここでは、補間する点として直交座標系における（ｘ，ｙ）を抽出した場合を考える。次に、ＧＰＵ１００は、直交座標系の点（ｘ，ｙ）に対応した処理座標系の点（ｕ，ｖ）を算出する。

実行制御手段００５は、２×４のカーネルサイズを実行するための第１ステップとして、低次元補間機能部１１１に対して以下の制御を行う。

低次元補間機能部１１１は、点（ｕ，ｖ）を受けて、切捨てによって（ｕ，ｖ）に対応する、図４（Ａ）に示すオリジナルのデータのうちのサンプル点、Ａ１，Ａ２，Ｂ１，Ｂ２，Ｃ１，Ｃ３，Ｄ１，Ｄ２を得る。図４（Ｃ）に示すように、（ｕ，ｖ）とＢ１Ｂ２を結ぶ線までのＢ１とＣ１との距離を１としたときの割合をｄｖとし、（ｕ，ｖ）とＡ１Ｄ１を結ぶ線までのＡ１とＡ２の距離を１としたときの割合をｄｕとする。

低次元補間機能部１１１は、ｄｖ＝０として、Ａ１とＡ２、Ｂ１とＢ２、Ｃ１とＣ２、Ｄ１とＤ２の間の割合ｄｕの位置にある点のカーネルサイズ２×２のバイリニア補間を行う。ここで、各補間点はｖ軸方向の値はそれぞれＡ１、Ｂ１、Ｃ１，Ｄ１と同じであるので、この２×２の補間は２点間の補間と等価になる。すなわち、低次元補間機能部１１１は、補間値としてＡ３＝（１−ｄｕ）Ａ１＋ｄｕＡ２，（１−ｄｕ）Ｂ３＝Ｂ１＋ｄｕＢ２，Ｃ３＝（１−ｄｕ）Ｃ１＋ｄｕＣ２，Ｄ３＝（１−ｄｕ）Ｄ１＋ｄｕＤ２を算出する。

低次元補間機能部１１１は、算出した補間値Ａ３，Ｂ３，Ｃ３，Ｄ３を高次元補間機能部１１２に送る。

高次元補間機能部１１２は、実行制御手段００５から補間関数ｆを受け、低次元補間機能部１１１で算出された４点の補間値それぞれの補間係数ａ，ｂ，ｃ，ｄを求める。ここで、補間関数ｆはｄｖの関数であり、（ａ，ｂ，ｃ，ｄ）＝ｆ（ｄｖ）と表わされる。

高次元補間機能部１１２は、求めた補間係数をもとに、補間値を算出する。この補間値はａＡ３＋ｂＢ３＋ｃＣ３＋ｄＤ３として求められる。

高次元補間機能部１１２は、算出した補間値を画像表示制御機能部１２０に送る。

画像表示制御機能部１２０は、ＬＵＴ（Ｌｏｏｋ Ｕｐ Ｔａｂｌｅ）を使用して、補間値のデータに基づき、表示する色及び階調のＲＧＢデータに変換し、表示手段００８における直交座標系の点（ｘ、ｙ）に該ＲＧＢデータを表示させる。

画像生成手段００６は、必要な点の数だけ上記補間作業をおこない、取得したＢモードデータに基づくＢモード画像を表示手段００８に表示させる。

〔血流情報の場合〕
ＧＰＵ１００は、ＬＵＴを使用して、血流情報である速度（Ｖ）、分散（Ｔ）、及びパワー（Ｐ）から次式を用いて実数項Ｒｅ、虚数項Ｉｍをもつ複素数データを求める。
Ｒｅ＝（（２５５−Ｔ）／２）ｃｏｓ（πＶ／１２８）
Ｉｍ＝（（２５５−Ｔ）／２）ｓｉｎ（πＶ／１２８）
ここで、係数は、８ビットの信号を使用して処理を行っていることから、この値を用いているが、この係数は使用する信号により変化するものであり、この値に限るものではない。

ＧＰＵ１００は、補間機能部１１０により、このＲｅ、Ｉｍ、及びＰの３つの値からなるデータを、ＲｅをＸ軸、ＩｍをＹ軸に表わした処理座標から直交座標に変換するための補間を行い、補間値を求める。この補間方法はＢモードデータの場合に説明した方法と同じ方法でＲｅ，Ｉｍ，Ｐに対しそれぞれ行われる。

前記補間されたＲｅとＩｍの同じ位置の値を取って複素数Ｒｅ＋ｊＩｍを考えると、その偏角が補間された速度となる。図８に示すように、折り返し速度付近の２つのベクトルａとベクトルｂの補間ベクトルはベクトルｃとなり、図３に示す補間とほぼ同等の結果が得られる。ここで、図８は複素数を用いた血流速度の補間方法を説明するための図である。さらに、上記Ｒｅ、及びＩｍを参照すると、この補間では、１−Ｔ＝｜Ｃ_１｜／Ｐという関数で補間が行われることになる。そして、背景技術で説明したようにＰ＝Σ｜ｘ_ｉ｜^２、Ｃ_１＝Σｘ_ｉ ^＊ｘ_ｉ＋１として表わされるため、Ｃ_１が大きくなればＰも大きくなる。すなわち、１−Ｔはある程度の大きさで押さえられるため、ダイナミックレンジが押さえられ、補間処理を容易にすることができる。

また、ＧＰＵ１００は、補間機能部１１０により、フレームの補間を行うことができる。フレームの補間とは、フレームレートが遅くなりがちなカラードプラ像の時間的な見た目をスムーズに見せるために、実際にスキャンし生成したカラードプラ像の間に補間フレームを挿入して見せるものである。この補間処理もＲｅ，Ｉｍ，Ｐの値を利用して行う。この補間処理は２フレーム間の線形補間で行う。さらに、補間機能部１１０は、求めたＲｅ，Ｉｍの補間値を基に、速度（Ｖ）、分散（Ｔ）、及びパワー（Ｐ）の補間値を求める。

次に、ＧＰＵ１００は、オリジナルのデータ及び補間したデータの色づけ処理を行う。これは求めたデータを可視化する処理である。この処理は、カラードプラ像で表示する情報（以下、「表示モード」という。）が、速度（Ｖ）、分散（Ｔ）、及びパワー（Ｐ）のうちどの情報かによって変わってくる。

カラードプラ像の表示モードが、速度（Ｖ）及び分散（Ｔ）の場合は、ＧＰＵ１００は、以下の式によってＲｅ，ＩｍからＶ，Ｔを計算する。
Ｖ＝（１２８／π）ａｔａｎ２（ｉｍ，Ｒｅ）
Ｔ＝２５５−２√（Ｒｅ^２＋Ｉｍ^２）
Ｐ＝（１−｜Ｃ_１｜）／Ｔ
ここで、ａｔａｎ２は−π〜πの範囲で角度を求めるａｒｃｔａｎｇｅｎｔ関数である。

以上のような補間処理によって得られた補間速度は、従来の折り返し対策補間による速度と画像上で識別困難な程度に近似しているため、この補間処理は十分な精度を持つといえる。

次にＧＰＵ１００は、画像表示制御機能部１２０により、得られた速度（Ｖ），分散（Ｔ）をＬＵＴを使用して、色及び階調のＲＧＢに変換し、表示手段００８に表示させる。

カラードプラ像の表示モードが、パワー（Ｐ）の場合はオリジナルのパワー値又は補間したパワー（Ｐ）値によって決定される。そして、ＧＰＵ１００は、画像表示制御手段１２０により、ＬＵＴを使用して、パワー（Ｐ）を色及び階調のＲＧＢに変換し、表示手段００８に表示させる。

以上のように、カラードプラ像を作成する場合には、補間処理は、速度（Ｖ）、分散（Ｔ）、パワー（Ｐ）という３つのデータの補間処理を行う必要がある。そして、ＧＰＵ１００の画像表示制御機能部１２０は、画像表示の処理において、赤、青、緑、アルファといった４つのデータを並列に処理することができる並列回路を有する。したがって、赤、青、緑の色を処理する３つの並列な処理回路でそれぞれ速度（Ｖ）、分散（Ｔ），パワー（Ｐ）という３つのデータを処理することにより、補間処理を並列に処理する構成にしてもよい。

次に、本実施形態に係る超音波画像の形成の流れを、図６を参照して説明する。ここで、図６は本実施形態に係る超音波画像の形成のフローチャートである。

ステップＳ００１：操作者がカーネルサイズ及び補間関数を入力する。

ステップＳ００２：送受信手段００２は、超音波プローブ００１を介して受けた超音波信号を、Ｂモード処理手段００３及び血流情報処理手段００４に送る。

（Ｂモード処理）
ステップＳ００３：低次元補間機能部１１１は、送られてきたＢモードデータを一時記憶手段００７に記憶させ、入力されたカーネルサイズを参照し、一時記憶手段００７のＢモードデータを基に２×２の補間を行い、その補間値を高次元補間機能部１１２に送る。

ステップＳ００４：高次元補間機能部１１２は、補間関数を参照し補間係数を算出し、該補間係数を用いて２×２より次元の高い補間を行い、補間手段１１０は該補間値及びそのまま使用するオリジナルのデータを画像表示制御手段１２０に送る。

（血流情報処理）
ステップＳ００５：ＧＰＵ１００は、送られてきた血流情報である速度（Ｖ）、分散（Ｔ）、パワー（Ｐ）のデータを一時記憶手段００７に記憶させ、該データを基にＲｅ、Ｉｍを求める。

ステップＳ００６：低次元補間手段１１１は、入力されたカーネルサイズを参照し、求めたＲｅ、Ｉｍを基に２×２の補間を行い、その補間値を高次元補間機能部１１２に送る。

ステップＳ００７：高次元補間機能部１１２は、補間関数を参照し補間係数を算出し、該補間係数を用いて２×２より次元の高い補間、例えば２×４の補間を行う。

ステップＳ００８：補間機能部１１０は、フレーム補間を行う。

ステップＳ００９：補間機能部１１０は、Ｒｅ、Ｉｍの補間値を基に、速度（Ｖ）、分散（Ｔ）、及びパワー（Ｐ）の補間値を求め、該補間値のデータ及びそのまま使用するオリジナルのデータを画像表示制御手段１２０に送る。

（Ｂモード処理及び血流情報処理）
ステップＳ０１０：画像表示制御手段１２０は、ＬＵＴを使用して、送られてきたデータをＲＧＢに変換する。

ステップＳ０１１：画像表示制御手段１２０は、変換したＲＧＢの値を基に、表示手段００８に画像を表示させる。

以上のように、本発明に係る超音波診断装置では、通常のＧＰＵを用いて、カーネルサイズ２×２までの補間を低次元補間機能部１１１を使用してハードウェアあるいはＧＰＵのマイクロコードにより高速に行い、その補間値をもとにカーネルサイズ２×４の補間を高次元補間機能部１１２を使用してプログラムで行うことができる。これにより、コストを削減できるとともに、処理内容の更新や新しい処理への対応が容易となる。

〔第２の実施形態〕
以下、この発明の第２の実施形態に係る超音波診断装置について説明する。本実施形態における超音波診断装置は、第１の実施形態において、生成したＢモード画像とカラードプラ像との合成処理を行い、重ねて表示するようにしたものである。そこで、Ｂモード画像とカラードプラ像の合成処理について説明する。ここで、本実施形態における超音波診断装置も図１に示す機能ブロックを有する。そして、合成処理はＧＰＵ１００で行われる。

ＧＰＵ１００の画像表示制御機能部１２０は、赤、青、緑、アルファという４つの並列な処理回路を有する。そして、通常の処理回路の使用方法としては、ＧＰＵ１００は、前３つの処理回路で色を処理し、アルファの処理回路で不透明度を処理している。本発明では、ＧＰＵ１００は、Ｂモード画像の作成やカラードプラ像の作成に使用する処理回路として赤、青、緑を処理する処理回路を用いているので、アルファデータを処理する回路は使用していない。そこで、本実施形態の超音波診断装置では、あらかじめ閾値情報がＧＰＵ１００における画像表示制御機能部１２０の前述の赤、青、緑、アルファという４つの並列な処理回路のうち、アルファのデータを処理する回路に、画像条件に合わせた閾値情報を記憶させておく。

この閾値情報とは、Ｂモードデータが一定値以下又は一定値以上の時にはＢモード画像を表示しない、血流情報の値がある一定値以下又は一定値以上の時にはカラードプラ像を表示しないなどの処理行うための、一定値を指す。これは、例えば、心臓の超音波画像を生成する場合は、Ｂモードデータの値の輝度が高い場合にはそこには心臓の壁があり血流はないはずなので、そこの部分の血流情報はノイズと認められるため、カラードプラ画像を消す必要がある。また、腹の超音波画像を生成する場合には、血流の情報が重要であり、血流がある一定以上であれば、無条件に血流を表示する必要があり、ある一定以下であればノイズとして消去する必要がある。さらに、パワー値が低い値の場合にはノイズである可能性が高いので、カラードプラ像を表示しないようにする必要がある。このように重ね合わせるときには、様々な条件によって、合成処理を行う必要があるため、その画像条件及び閾値情報を記憶させておく必要がある。

ＧＰＵ１００の画像制御表示機能１２０は、高次元補間機能部１１２からＢモードデータ及び血流情報である速度（Ｖ）、分散（Ｔ）、及びパワー（Ｐ）のデータを受け、アルファデータを処理する回路に記憶している画像条件及び閾値情報を参照し、各点でどちらのデータを表示するかを決定していく。

画像制御表示機能１２０は、受けたＢモードデータ及び血流情報である速度（Ｖ）、分散（Ｔ）、及びパワー（Ｐ）のデータ、及び各点におけるどちらのデータを表示するかの決定を基に、ＬＵＴを使用して、表示する色及び階調のＲＧＢデータに変換し、表示手段００８にＢモード画像とカラードプラ像を合成処理した画像を表示させる。

以上では、Ｂモード画像又はカラードプラ像のどちらかを優先して表示させる場合で説明したが、これは一定の条件で両方を表示する構成にしてもよい。例えば、Ｂモードデータと血流情報のうちの１つのデータ（ここでは、速度（Ｖ）を考える。）によって、速度（Ｖ）のデータに重ねてＢモードデータが半透明で見えるような表示をするには、画像表示制御機能１１２は、Ｂモードデータと速度（Ｖ）のデータの両方をアルファデータの処理回路に送り、Ｂモードデータをどのくらいの透明度にするかを算出して合成処理した後、ＬＵＴを使用してＲＧＢデータに変換し、表示手段００８に表示させる。

次に、本実施形態に係る超音波画像の形成の流れを、図７を参照して説明する。ここで、図７は本実施形態に係る超音波画像の形成のフローチャートである。

ステップＳ１０１：操作者がカーネルサイズ及び補間関数を入力する。

ステップＳ１０２：送受信手段００２は、超音波プローブ００１を介して受けた超音波信号を、Ｂモード処理手段００３及び血流情報処理手段００４に送る。

（Ｂモード処理）
ステップＳ１０３：低次元補間機能部１１１は、送られてきたＢモードデータを一時記憶手段００７に記憶させ、入力されたカーネルサイズを参照し、一時記憶手段００７のＢモードデータを基に２×２の補間を行い、その補間値を高次元補間機能部１１２に送る。

ステップＳ１０４：高次元補間機能部１１２は、補間関数を参照し補間係数を算出し、該補間係数を用いて２×２より次元の高い補間を行い、補間手段１１０は該補間値及びそのまま使用するオリジナルのデータを画像表示制御手段１２０に送る。

（血流情報処理）
ステップＳ１０５：ＧＰＵ１００は、送られてきた血流情報である速度（Ｖ）、分散（Ｔ）、及びパワー（Ｐ）のデータを一時記憶手段００７に記憶させ、該データを基にＲｅ、Ｉｍを求める。

ステップＳ１０６：低次元補間手段１１１は、入力されたカーネルサイズを参照し、求めたＲｅ、Ｉｍを基に２×２の補間を行い、その補間値を高次元補間機能部１１２に送る。

ステップＳ１０７：高次元補間機能部１１２は、補間関数を参照し補間係数を算出し、該補間係数を用いて２×２より次元の高い補間を行う。

ステップＳ１０８：補間機能部１１０は、フレーム補間を行う。

ステップＳ１０９：補間機能部１１０は、Ｒｅ、Ｉｍの補間値を基に、速度（Ｖ）、分散（Ｔ）、及びパワー（Ｐ）の補間値を求め、該補間値のデータ及びそのまま使用するオリジナルのデータを画像表示制御手段１２０に送る。

（Ｂモード処理及び血流情報処理）
ステップＳ１１０：画像表示制御手段１２０は、アルファデータの処理回路に記憶されている画像条件及び閾値情報を基に、表示するデータを決定する。

ステップＳ１１１：画像表示制御手段１２０は、ＬＵＴを使用して、決定したデータをＲＧＢに変換する。

ステップＳ１１２：画像表示制御手段１２０は、変換したＲＧＢの値を基に、表示手段００８に画像を表示させる。

以上のように、Ｂモード画像とカラードプラ像を重ね合わせて合成処理する場合、ＧＰＵのアルファデータを処理する回路を使用することにより、画像の作成と並列に合成処理も行えるため、合成画像のような複雑な画像を高速に処理し表示することが可能となり、超音波診断の効果の向上に寄与することができる。

本発明に係る超音波診断装置のブロック図。 （Ａ）処理座標における超音波データを説明するための図。（Ｂ）変換する先の直交座標を説明するための図。（Ｃ）処理座標から直交座標への変換を説明するための図。 （Ａ）は血流の流れ及び超音波信号を表わす図、（Ｂ）は超音波信号と色との関係を表わすためのグラフ。 （Ａ）処理座標における取得したＢモードデータを表わす図。（Ｂ）変換する先の直交座標を表わす図。（Ｃ）処理座標における取得したＢモードデータを拡大した図。 補間関数からの補間係数の算出を説明するための図。 第１の実施形態に係る超音波診断装置における画像形成のフローチャート。 第２の実施形態に係る超音波診断装置における画像形成のフローチャート。 複素数を用いた血流速度の補間方法を説明するための図。

符号の説明

００１ 超音波プローブ
００２ 送受信手段
００３ Ｂモード処理手段
００４ 血流情報処理手段
００５ 実行制御手段
００６ 画像生成手段
００７ 一時記憶手段
００８ 表示手段
１００ ＧＰＵ
１１０ 補間機能部
１１１ 低次元補間機能部
１１２ 高次元補間機能部
１２０ 画像表示制御機能部

Claims (9)

1. 超音波プローブと、
   前記超音波プローブを介して被検体を超音波で走査し、受信する送受信手段と、
   前記送受信手段が受信したデータに基づいて超音波画像を生成し表示手段に表示させる画像生成手段と、
   を備える超音波診断装置であって、
   前記画像生成手段は、
   前記受信したデータの処理座標系から直交座標系へ座標変換するために、取得したデータに対して低次元の補間を行う低次元補間機能部と、高次元の補間を行う高次元補間機能部と、
   補間され座標変換されたデータに基づく超音波画像を表示手段に表示させる画像表示制御機能とを有する
   ことを特徴とする超音波診断装置。
2. 前記画像生成手段は、
   前記送受信手段が受信したデータに基づいてＢモードデータを発生するＢモード処理手段と、
   前記送受信手段が受信したデータに基づいて血流の速度、分散、及びパワーの少なくともいずれかを含む血流情報を求める血流情報処理手段とを更に含むＧＰＵにより構成され、
   前記画像生成手段は、前記Ｂモードデータ又は前記血流情報に基づいて超音波画像を生成する
   ことを特徴とする請求項１に記載の超音波診断装置。
3. 超音波プローブと、
   前記超音波プローブを介して被検体を超音波で走査し、受信する送受信手段と、
   前記送受信手段が受信したデータに基づいてＢモードデータを発生するＢモード処理手段と、
   前記送受信手段の出力に基づいて血流の速度、分散、及びパワーを含む血流情報を求める血流情報処理手段と
   前記Ｂモードデータ、又は前記血流情報に基づいて超音波画像を生成し表示手段に表示させる画像生成手段と、
   を備える超音波診断装置であって、
   前記画像生成手段は、
   前記Ｂモードデータ又は前記血流情報を前記受信したデータの処理座標系から直交座標系へ座標変換するために、取得したデータの補間を行う補間機能と、補間され座標変換されたデータに基づく超音波画像を表示手段に表示させる画像表示制御機能とを有する１つのＧＰＵで構成され、
   前記ＧＰＵは、低次元の補間を行う低次元補間機能部、高次元の補間を行う高次元補間機能部、及び超音波画像を表示手段に表示させる画像表示制御機能部から構成される
   ことを特徴とする超音波診断装置。
4. 前記補間機能は、低次元の補間はＧＰＵのハードウェア又はＧＰＵのマイクロコードによって実行され、高次元の補間はＧＰＵのプログラムにより実行される
   ことを特徴とする請求項１乃至３のいずれか一つに記載の超音波診断装置。
5. 前記補間機能は
   操作者からの補間を行うためのフィルタをかける大きさであるカーネルサイズの入力を受けて、
   前記ハードウェアにより、Ｂモードデータ又は血流情報を基に２×２のバイリニア補間を行い、補間値を求め、
   前記プログラムにより、該補間値及び所定の補間関数を基に入力されたカーネルサイズにおける補間値を求める
   ことを特徴とする、請求項２乃至４のいずれか一つに記載の超音波診断装置。
6. 前記画像生成手段は、前記血流情報である速度、分散、及びパワーの、座標変換及び補間を同時に処理し、前記血流情報に基づく超音波画像を生成する
   ことを特徴とする、請求項２乃至５のいずれか一つに記載の超音波診断装置。
7. 前記画像生成手段は、前記血流情報処理手段が求めた前記血流の速度、分散、及びパワーを要素とする複素数データを求め、該複素数データの補間値を算出した後、該補間値を基に個別の前記血流の速度、分散、及びパワーに変換することで、前記血流情報処理手段が求めた前記血流の速度、分散、及びパワーの補間値を求める
   ことを特徴とする請求項２乃至６のいずれか一つに記載の超音波診断装置。
8. 前記画像生成手段は、
   前記Ｂモードデータから生成した前記超音波画像、及び前記血流情報から生成した前記超音波画像を合成処理して表示させる
   ことを特徴とする請求項２乃至７のいずれか一つに記載の超音波診断装置。
9. 前記画像形成手段は、前記血流情報である速度、分散、及びパワーの、それぞれの座標変換及び補間処理を、ＧＰＵが有する赤、青、又は緑のそれぞれの色を処理するための並列処理回路に対応させて同時に処理させることを特徴とする請求項２乃至８のいずれか一つに記載の超音波診断装置。