JP7015640B2 - Ultrasonic diagnostic equipment and its control method - Google Patents
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Description
本発明は、被検体内を超音波ビームで走査しながら反射超音波を受信して受信信号を得、該受信信号に基づいて時系列的な複数のフレーム画像を生成し、該フレーム画像由来の、被検体内の断層像(いわゆるBモード像)を表示する超音波診断装置およびその制御方法に関する。 The present invention receives a reflected ultrasonic wave while scanning the inside of a subject with an ultrasonic beam to obtain a received signal, generates a plurality of time-series frame images based on the received signal, and is derived from the frame image. The present invention relates to an ultrasonic diagnostic apparatus for displaying a tomographic image (so-called B-mode image) in a subject and a control method thereof .
上記の超音波診断装置が知られており(一例として特許文献1参照)、病院等で広く使用されている。
The above-mentioned ultrasonic diagnostic apparatus is known (see
この超音波診断装置における1つの重要なテーマは、如何にしてスペックルノイズやアーチファクト等のノイズの少ない断層像を生成して表示するか、という点である。 One important theme in this ultrasonic diagnostic apparatus is how to generate and display a tomographic image with less noise such as speckle noise and artifacts.
スペックルノイズの低減に関しては、それを実現するための1つの技術として、いわゆる周波数コンパウンド法が知られている。この周波数コンパウンド法は、被検体内に送信される超音波ビームがパルス波であって、例えば中心周波数f0がf0=3.5MHzの場合、その超音波ビームの周波数fがf=2.0MHz~5.0MHz程度の範囲に広がっていることを利用し、受信側で、例えばf=2.0MHz~3.5MHzの周波数帯域とf=3.5MHz~5.0MHzの周波数帯域とに分けて2帯域同時に受信し、各帯域ごとに生成された信号を互いに加算することでスペックルノイズを互いに打ち消させる技術である。 Regarding the reduction of speckle noise, the so-called frequency compound method is known as one technique for realizing it. In this frequency compound method, when the ultrasonic beam transmitted into the subject is a pulse wave, for example, when the center frequency f0 is f0 = 3.5 MHz, the frequency f of the ultrasonic beam is f = 2.0 MHz or more. Utilizing the fact that it extends to a range of about 5.0 MHz, the receiving side is divided into, for example, a frequency band of f = 2.0 MHz to 3.5 MHz and a frequency band of f = 3.5 MHz to 5.0 MHz. It is a technology that cancels speckle noise by receiving signals simultaneously in each band and adding the signals generated for each band to each other.
しかしながら、この従来の周波数コンパウンド法は、この周波数コンパウンド法を採用しない場合と比べ、2倍規模の回路を必要とし、ハードウェアの規模が大きくコスト高となる。 However, this conventional frequency compound method requires a circuit having twice the scale as compared with the case where this frequency compound method is not adopted, and the scale of hardware is large and the cost is high.
本発明は、上記事情に鑑み、周波数コンパウンド法と比べハードウェア上の制約が少なく、スペックルノイズやアーチファクト等のノイズが低減された断層像を生成して表示することのできる超音波診断装置およびその制御方法を提供することを目的とする。 In view of the above circumstances, the present invention is an ultrasonic diagnostic apparatus capable of generating and displaying a tomographic image in which noise such as speckle noise and artifacts is reduced with less hardware restrictions as compared with the frequency compound method. The purpose is to provide the control method .
上記目的を達成する本発明の超音波診断装置は、
被検体内を超音波ビームで走査しながら反射超音波を受信して受信信号を得、該受信信号に基づいて時系列的なフレーム画像を生成し、該フレーム画像由来の、被検体内の断層像を表示する超音波診断装置であって、
被検体内に送信する超音波ビームの、順序づけられた予め定められた複数の周波数からなる周波数セットにしたがって周波数をフレームごとに変更させ、かつ該周波数の変更を該複数ごとに循環させながら、超音波ビームによる被検体内の走査を繰り返させる走査制御部と、
前記受信信号に基づいて生成された時系列的なフレーム画像について、時系列的に並ぶ複数のフレーム画像の合成処理を順次に繰り返すフレーム合成部と、
前記フレーム合成部におけるフレーム合成処理後のフレーム画像からなる断層像を表示する表示部とを備えたことを特徴とする。
The ultrasonic diagnostic apparatus of the present invention that achieves the above object is
While scanning the inside of the subject with an ultrasonic beam, the reflected ultrasonic wave is received to obtain a received signal, a time-series frame image is generated based on the received signal, and a tomography in the subject derived from the frame image is generated. It is an ultrasonic diagnostic device that displays an image.
The frequency of the ultrasonic beam transmitted into the subject is changed frame by frame according to an ordered frequency set consisting of a plurality of predetermined frequencies, and the frequency change is circulated for each frame. A scanning control unit that repeats scanning inside the subject with an ultrasonic beam,
A frame compositing unit that sequentially repeats a compositing process of a plurality of frame images arranged in time series for a time-series frame image generated based on the received signal.
It is characterized by including a display unit for displaying a tomographic image composed of a frame image after a frame composition process in the frame composition unit.
本発明の超音波診断装置によれば、周波数の異なる複数通りの超音波の送受信により生成される複数の断層像をフレーム合成するため、スペックルノイズが低減された断層像を生成して表示することができる。 According to the ultrasonic diagnostic apparatus of the present invention, a plurality of tomographic images generated by transmission / reception of a plurality of ultrasonic waves having different frequencies are frame-synthesized, so that a tomographic image with reduced speckle noise is generated and displayed. be able to.
また、本発明の超音波診断装置によれば、周波数の異なる複数通りの超音波の送受信により生成される複数の断層像をフレーム合成することにより、各超音波ビームの軸上では、複数の断層像におけるメインローブが重なって増強され、各超音波ビームの軸の両サイドのグレーチングローブは、異なる周波数で得られた断層像ごとに分布位置が異なるため平準化される。その結果、本発明の超音波診断装置によれば、コントラストの良い、かつアーチファクトも低減された断層像が生成されるという、従来の周波数コンパウンド法では得られない効果も得ることができる。 Further, according to the ultrasonic diagnostic apparatus of the present invention, by frame-synthesizing a plurality of tomographic images generated by transmitting and receiving a plurality of ultrasonic waves having different frequencies, a plurality of faults are formed on the axis of each ultrasonic beam. The main lobes in the image are overlapped and enhanced, and the gratin gloves on both sides of the axis of each ultrasound beam are leveled due to the different distribution positions for tomographic images obtained at different frequencies. As a result, according to the ultrasonic diagnostic apparatus of the present invention, it is possible to obtain an effect that cannot be obtained by the conventional frequency compound method, that is, a tomographic image having good contrast and reduced artifacts is generated.
ここで、本発明の超音波診断装置において、前記周波数セットを構成する複数の周波数を調整自在に設定する設定部をさらに備えることが好ましい。 Here, it is preferable that the ultrasonic diagnostic apparatus of the present invention further includes a setting unit for freely adjusting a plurality of frequencies constituting the frequency set.
送受信される超音波の周波数を調整自在に設定することにより、今回の診察の目的に合うように周波数を調整するなど、その時々の診察対象等に応じた設定が可能となる。 By freely setting the frequency of the transmitted and received ultrasonic waves, it is possible to set the frequency according to the purpose of the examination at that time, such as adjusting the frequency to suit the purpose of the examination.
また、本発明の超音波診断装置において、前記走査制御部が、前記周波数セットに基づいて超音波の送受信周波数をフレームごとに変更かつ該送受信周波数の変更を該複数ごとに循環させるとともに、フレームごとに、送受信周波数が高いほど、被検体内に送信する超音波ビームの送信側焦点位置を浅い送信側焦点位置に設定した超音波ビームで被検体内の走査を繰り返すことも好ましい態様である。 Further, in the ultrasonic diagnostic apparatus of the present invention, the scanning control unit changes the transmission / reception frequency of ultrasonic waves for each frame based on the frequency set, and circulates the change of the transmission / reception frequency for each frame. Further, it is also a preferable embodiment that the higher the transmission / reception frequency is, the more the scanning in the subject is repeated with the ultrasonic beam in which the transmission side focal position of the ultrasonic beam transmitted into the subject is set to the shallow transmission side focal position.
超音波の周波数が高いほど、断層像の分解能を高めることができる。ただし、周波数が高い超音波は減衰が激しく、深い領域の診察には不向きである。そこで、超音波の送信周波数と送信側焦点位置とを連動させて、超音波の送信周波数が低いほど送信側焦点位置を深い側に設定し、超音波の送信周波数が高いほど送信側焦点位置を浅い側に設定することにより、深い領域のペンネトレーションが増強されて深い領域まで観察可能な断層像が得られ、また、浅い領域のアーチファクトが低減されて分解能も高められる。 The higher the frequency of the ultrasonic wave, the higher the resolution of the tomographic image. However, ultrasonic waves with high frequencies are severely attenuated and are not suitable for examination in deep areas. Therefore, the transmission frequency of the ultrasonic wave and the focal position on the transmitting side are linked, and the lower the transmitting frequency of the ultrasonic wave is, the deeper the focal position on the transmitting side is set. By setting it on the shallow side, the pennetration in the deep region is enhanced to obtain a tomographic image that can be observed in the deep region, and the artifacts in the shallow region are reduced and the resolution is also improved.
さらに、本発明の超音波診断装置において、前記フレーム合成部が、被検体内の深さ方向の減衰を補償する、被検体内の深さ方向の減衰超音波の送受信周波数に応じた重み付け関数による重み付けを行なうことも好ましい態様である。 Further, in the ultrasonic diagnostic apparatus of the present invention, the frame synthesizing unit is based on a weighting function according to the transmission / reception frequency of the attenuation ultrasonic waves in the depth direction in the subject, which compensates for the attenuation in the depth direction in the subject. Weighting is also a preferred embodiment.
周波数の高い超音波は、周波数の低い超音波と比べ減衰が激しい。そこで、この減衰を補償する重み付けを行なうことにより、深い領域についても周波数コンパウンドの効果が高められる。 High frequency ultrasonic waves are more attenuated than low frequency ultrasonic waves. Therefore, by performing weighting to compensate for this attenuation, the effect of the frequency compound can be enhanced even in a deep region.
さらに、本発明の超音波診断装置において、前記走査制御部が、走査偏向最大角度をフレームごとに変更させる制御を行なうものであって、前記周波数セットにしたがって超音波の送信周波数が高いフレームほど小さな走査偏向最大角度に設定することも好ましい態様の1つである。 Further, in the ultrasonic diagnostic apparatus of the present invention, the scanning control unit controls to change the maximum scanning deflection angle for each frame, and the frame having a higher ultrasonic transmission frequency according to the frequency set is smaller. Setting the maximum scanning deflection angle is also one of the preferred embodiments.
周波数が高い超音波の場合、周波数が低い超音波と比べ、走査偏向角度が大きいときのアーチファクトが大きい。そこで、超音波の送信周波数が高いフレームほど小さな走査偏向最大角度に設定することで、生成される断層像のアーチファクトが低減される。 High-frequency ultrasonic waves have larger artifacts when the scanning deflection angle is large than low-frequency ultrasonic waves. Therefore, by setting the scan deflection maximum angle to a smaller frame as the ultrasonic wave transmission frequency is higher, the artifact of the generated tomographic image is reduced.
以上の本発明によれば、従来の周波数コンパウンド法と比べハードウェア上の制約が少なく、スペックルノイズやアーチファクト等のノイズが低減された断層像を生成して表示することのできる超音波診断装置およびその制御方法が実現する。 According to the above invention, there are few hardware restrictions as compared with the conventional frequency compound method, and an ultrasonic diagnostic apparatus capable of generating and displaying a tomographic image with reduced noise such as speckle noise and artifacts. And its control method are realized.
以下、本発明の実施の形態について説明する。 Hereinafter, embodiments of the present invention will be described.
図1は、本発明の一実施形態としての超音波診断装置の構成を示すブロック図である。 FIG. 1 is a block diagram showing a configuration of an ultrasonic diagnostic apparatus as an embodiment of the present invention.
この図1に示す超音波診断装置100には、超音波探触子1が備えられている。この超音波探触子1は、着脱自在に交換され、生体30の診断部位や診断内容等に応じて、それに適した超音波探触子が用いられる。この超音波探触子1には、生体30の体表に当てがわれる側の先端に、圧電セラミックス等の振動子(図示せず)が配列されている。また、この超音波探触子1には、送信部2と受信部3が接続されている。
The ultrasonic
送信部2には、送信の繰り返し周期(例えば4KHz)を与えるレートパルスを発生するパルス発生器が含まれている。この送信部2は、例えば64チャンネルの、パルスドライバ及び遅延回路を有する。パルスドライバは、レートパルスのタイミングで、設定された送信周波数(例えば2.5MHz)により定まる周期の振動パルスを発生し、超音波探触子1の振動子に印加する。遅延回路は超音波ビームを収束し、かつ指向性を与えるために各チャンネル毎のパルス発生タイミングに所定の遅延を与える。その結果、指向性を有する超音波ビームが生体30内にパルス状に送信される。このようにして、超音波探触子1から、レートパルス周期で、生体30内に延びる、例えば256本の走査線それぞれに沿う超音波ビームが順次に送信されて、1フレーム分の走査が完了する。
The
一方、生体30内の音響インピーダンスの不連続面で反射した超音波は超音波探触子1を介して受信部3でチャンネル毎に受信されて受信信号に変換される。受信部3は、プリアンプ、A/D変換回路、遅延回路、加算回路、直交検波回路、および振幅計算回路から構成されている。受信信号は、プリアンプで増幅され、A/D変換回路によりデジタルの受信信号に変換され、遅延回路により各チャンネル毎に所定の遅延が与えられて、加算回路により加算される。直交検波回路では、加算回路からの出力信号をベースバンド帯域の同相信号(I信号、I:In-phase)と直交信号(Q信号、Q:Quadrature-phase)に変換し、さらに振幅計算回路で振幅計算を行なう。これにより、各走査線1aについて順次に、超音波ビームが送信された方向からの反射超音波が受信される。受信部3から出力された受信信号は、フレームごとに順次に、フレームメモリ4に一旦格納される。そして、このフレームメモリ4に格納された所定フレーム数分の受信信号が読み出されて、フレーム合成部5においてフレーム合成処理が行われる。このフレーム合成部5におけるフレーム合成処理については、後述する。フレーム合成処理後の受信信号は対数圧縮部6で対数圧縮され、Bモード信号処理部7でBモード信号処理がなされる。
On the other hand, the ultrasonic waves reflected by the discontinuous surface of the acoustic impedance in the living
Bモード信号処理部7から出力された受信信号はフレーム相関部8に入力される。このフレーム相関部8では、入力された現在のフレーム信号とその1つ前に入力されたフレーム信号との間で1次のIIRフィルタ処理が行われる。ただし、場合により、このフレーム相関部8での処理を省くことも可能である。フレーム相関部8からの出力信号はシネメモリ9に格納される。
The received signal output from the B mode
シネメモリ9に格納された受信信号は、更にデジタルスキャンコンバータ(DSC)10に入力される。このDSC10では、座標変換処理と直線補間処理により、各走査線1aごとの受信信号の、1フレーム分の集合が、表示部11の表示画面に表示するのに適した信号に変換される。このDSC10で信号変換により生成された、表示部11の表示画面に表示するのに適した信号は表示部11に入力され、その表示部11の表示画面上に、DSC10から送られてきた信号に基づく断層像が表示される。
The received signal stored in the
次に、フレーム合成部5、フレーム合成設定部51、および周波数設定部21について説明する。
Next, the
フレーム合成設定部51では、1回のフレーム合成処理を行なうフレームの数が設定される。周波数設定部21では、フレーム合成設定部51において設定された1回のフレーム合成処理のフレームの数と同数の周波数からなる周波数セットが設定される。
In the frame
図2は、周波数セットの第1例を示した図である。 FIG. 2 is a diagram showing a first example of a frequency set.
ここでは、フレーム合成設定部51で1回のフレーム合成処理を行なうフレームの数が「3」と設定されたものとする。その場合、周波数セット22は、図2に示すように、3つの周波数から構成される。ここで、周波数f1,f2,f3は、f1>f2>f3であって、周波数f1は、これら3つのうちの最も高い周波数であり、周波数f2は、中程度の周波数であり、周波数f3は、これら3つのうちの最も低い周波数である。これら3つの周波数f1,f2,f3は、断層像内の浅い領域から深い領域に亘る全域を診察対象とするのに適切な値にプリセットされている。
Here, it is assumed that the number of frames for which one frame composition process is performed by the frame
図3は、断層像を表わす時系列的な複数のフレームのイメージ図である。 FIG. 3 is an image diagram of a plurality of time-series frames representing a tomographic image.
ここでは、超音波探触子1として、リニアスキャン用の超音波探触子が装着され、また走査制御部31によりリニアスキャンの制御が行われているものとする。ここで、リニアスキャンは、各走査線1a(各超音波ビームの進行方向)が互いに平行に延び、横方向にシフトしていく走査方式をいう。
Here, it is assumed that an ultrasonic probe for linear scanning is attached as the
図3(a)~(f)は、時系列的に生成された各1フレーム分の受信信号を示している。ここでは、図3(a)~(f)に示す各1フレーム分の受信信号を、それぞれフレームa~フレームfと称する。 3 (a) to 3 (f) show the received signals for each frame generated in time series. Here, the received signals for each frame shown in FIGS. 3A to 3F are referred to as frames a to frame f, respectively.
フレームaの生成の際は、送信部2のパルス発生器では、図2に示す周波数セット22の1番目の周波数f1の超音波が送信されるように、その周波数f1に対応する周期の振動パルスを発生させる。また、ここでは、送信部2の遅延回路は、送信側焦点が図3に符号「d2」で示す、深さ方向ほぼ中央に位置するように、各チャンネルごとのパルス発生タイミングを調整する。フレームb以下の各フレームの生成の際も、送信側焦点位置はd2に固定されている。
When the frame a is generated, the pulse generator of the
同様にして、フレームbの生成の際は、送信部2のパルス発生器では、図2に示す周波数セット22の2番目の周波数f2に対応する周期の振動パルスを発生させ、フレームcの生成の際は、送信部2のパルス発生器では、図2に示す周波数セット22の3番目の周波数f3に対応する周期の振動パルスを発生させる。さらに次のフレームdの生成の際は、送信部2のパルス発生器では、周波数セット22の先頭に戻り、周波数f1に対応する周期の振動パルスを発生させる。すなわち、ここでは、周波数が循環的にf1,f2,f3となるように1フレームごとに振動パルスの周期を変更する。このようにして、この図3に示すフレームa~フレームfの6フレームだけでなく多数のフレームの生成を繰り返す。このようにして生成されたフレームa,b,c,・・・はフレームメモリ4に順次に格納される。このフレームメモリ4は、次に説明するフレーム合成処理の実行に支障ががない程度のメモリ容量を有するが、フレームメモリ4が満杯になると、先に格納したフレームから順に上書きされる。
Similarly, when the frame b is generated, the pulse generator of the
図4は、フレーム合成部におけるフレーム合成処理の説明図である。 FIG. 4 is an explanatory diagram of the frame composition process in the frame composition unit.
ここに示す例では、フレーム合成設定部51において、1回の合成処理のフレーム数が「3」に設定されている。そこで、フレーム合成設定部51では、先ずは、図3に示す3つのフレームa~cについて各送受信周波数に対する重み関数FWの設定を行なう。すなわち、ここでは、3つのフレームa~cの互いに対応する点の信号値どうしが重み付け平均化され、その平均化された信号値がその点に対応づけられる。なお、各送信周波数ごとの重み関数FWは、深さ位置(i)の関数FW(i)であってもよい。詳細は後述する。
In the example shown here, the number of frames in one compositing process is set to "3" in the frame
3つのフレームa~cのフレーム合成処理が終了すると、次に、1つずれた3つのフレームb~dについてのフレーム合成処理が実行される。さらにその次は、さらに1つずれた3つのフレームc~eについてのフレーム合成処理が実行される。 When the frame composition processing of the three frames a to c is completed, the frame composition processing for the three frames b to d shifted by one is next executed. Next, the frame composition process is executed for the three frames c to e that are further offset by one.
フレーム合成部5では、このようにして、3つずつのフレームについてのフレーム合成処理が順次に実行される。このフレーム合成処理により生成されるフレームは、f1,f2,f3の3つの周波数の受信信号の合成により得られた、スペックルノイズやアーチファクト等のノイズが効率よく低減された断層像である。
In this way, the
フレーム合成部5を通過した後の処理については、前述した通りである。
The processing after passing through the
図5は、周波数セットの第2例を示した図である。 FIG. 5 is a diagram showing a second example of the frequency set.
前述の第1例と同様、この第2例においても、フレーム合成設定部51で1回のフレーム合成処理を行なうフレームの数が「3」と設定されたものとする。その場合、周波数セット22は、図2に示すように、3つの周波数から構成される。ここで、周波数f1,f2,f3は、f1>f2>f3であって、周波数f1は、これら3つのうちの最も高い周波数であり、周波数f2は、中程度の周波数であり、周波数f3は、これら3つのうちの最も低い周波数である。これら3つの周波数f1,f2,f3は、断層像内の浅い領域から深い領域までの全域を診察対象とするのに適切な値にプリセットされているが、例えば、No.3の周波数f3に代えてf1を採用するなど、ユーザにより周波数を変更することもできる。
Similar to the first example described above, in this second example as well, it is assumed that the number of frames for which one frame composition process is performed by the frame
また、この図5に示す周波数セット23には送信側の焦点位置d1,d2,d3のセットも記録されている。送信側の焦点位置d1,d2,d3は、d1<d2<d3である。すなわち、この周波数セット23に設定されている3つの周波数f1,f2,f3のうちの最も高い周波数f1には、3つの送信側焦点位置d1,d2,d3のうち生体30内の最も浅い位置にある送信側焦点位置d1が対応付けられている。また、中程度の周波数f2には、中程度の深さ位置にある送信側焦点位置d2が対応付けられ、最も低い周波数f3には、最も深い位置にある送信側焦点位置d3が対応付けられている。これは、周波数が高い方が高い分解能が得られるが、一方、周波数が高いと減衰が激しく、深い領域の画像を得るのが困難である、という理由による。これら3つの周波数f1,f2,f3および3つの送信側焦点位置d1,d2,d3は、断層像内の浅い領域から深い領域までの全域を診察対象とするのに適切な値にプリセットされているが、ユーザにより送信側焦点位置を変更することも可能である。
Further, the frequency set 23 shown in FIG. 5 also records a set of focal positions d1, d2, and d3 on the transmitting side. The focal positions d1, d2, and d3 on the transmitting side are d1 <d2 <d3. That is, the highest frequency f1 among the three frequencies f1, f2, f3 set in the frequency set 23 is located at the shallowest position in the living
図6は、断層像を表わす時系列的な複数のフレームのイメージ図である。 FIG. 6 is an image diagram of a plurality of time-series frames representing a tomographic image.
ここでも、前述の第1例と同様、超音波探触子1として、リニアスキャン用の超音波探触子が装着され、また走査制御部31によりリニアスキャンの制御が行われているものとする。
Here, as in the first example described above, it is assumed that the
図6(a)~(f)は、時系列的に生成された各1フレーム分の受信信号を示している。ここでは、図6(a)~(f)に示す各1フレーム分の受信信号を、それぞれフレームa~フレームfと称する。 6 (a) to 6 (f) show the received signals for each frame generated in time series. Here, the received signals for each frame shown in FIGS. 6A to 6F are referred to as frames a to frame f, respectively.
フレームaの生成の際は、送信部2のパルス発生器は、図5に示す周波数セット23の1番目の周波数f1に対応する周期の振動パルスを発生させる。また、これとともに、送信部2の遅延回路では、図5に示す周波数セット23の1番目の送信側焦点位置d1となるように、各チャンネルごとのパルス発生タイミングを調整する。同様にして、フレームbの生成の際は、送信部2のパルス発生器で、周波数セット23の2番目の周波数f2に対応する周期の振動パルスを発生させるとともに、送信部2の遅延回路では、周波数セット23の2番目の送信側焦点位置d2となるように調整し、フレームcの生成の際は、周波数セット23の3番目の周波数f3に対応する周期の振動パルスを発生させるとともに、送信部2の遅延回路では、周波数セット23の3番目の送信側焦点位置d3となるように調整する。さらに次のフレームdの生成の際は、周波数セット23の先頭に戻り、送信部2のパルス発生器で、周波数セット23の1番目の周波数f1に対応する周期の振動パルスを発生させるとともに、送信部2の遅延回路では、送信側焦点位置d1となるように調整する。すなわち、ここでは、超音波の周波数が循環的にf1,f2,f3となるように周期が異なる振動パルスを発生させ、かつ、送信側焦点位置が循環的にd1,d2,d3となるように1フレームごとに送信遅延パターンを変更する。このようにして、この図6に示すフレームa~フレームfの6フレームだけでなく多数のフレームの生成を繰り返す。このようにして生成されたフレームa,b,c,・・・はフレームメモリ4に順次に格納される。このフレームメモリ4は、次に説明するフレーム合成処理の実行に支障ががない程度のメモリ容量を有するが、フレームメモリ4が満杯になると、先に格納したフレームから順に上書きされる。
When the frame a is generated, the pulse generator of the
図7は、第2例におけるフレーム合成処理の説明図である。 FIG. 7 is an explanatory diagram of the frame composition process in the second example.
ここに示す第2例においても、フレーム合成設定部51において、1回の合成処理のフレーム数が「3」に設定されている。そこで、フレーム合成部5では、先ずは、図6に示す3つのフレームa~cについてフレーム合成処理を行なう。すなわち、ここでは、3つのフレームa~cの互いに対応する点の信号値どうしが重み付け平均化され、その平均化された信号値がその点に対応づけられる。
Also in the second example shown here, the number of frames in one compositing process is set to "3" in the frame
ただし、ここでのフレーム合成処理にあたっては、送信周波数に対する重み付けFWと送信側焦点位置に対する重み付けDWとの2種類の重み付けが採用される。FWとDWとも深さ(i)の関数とする。 However, in the frame composition processing here, two types of weighting, a weighted FW for the transmission frequency and a weighted DW for the focal position on the transmitting side, are adopted. Both FW and DW are functions of depth (i).
図8は、送信側焦点位置についての重み付け関数を示した図である。 FIG. 8 is a diagram showing a weighting function for the focal position on the transmitting side.
送信側焦点位置についての重み付け関数DWに関し、フレームaについては、送信側焦点位置d1の近傍領域D1について、送信側焦点位置d1から離れた他の領域D2,D3と比べ重みを増した重み付けをする。ここでは一例として、領域D1内の各点(i)の信号値を3倍にする。これに対し、他の領域D2,D3内の各点(i)については、その点の信号値の3倍から線形的に低減されて、深さ方向の重み関数DW1(i)とする。これと同様に、フレームbについては、送信側焦点位置d2の近傍領域D2について、送信側焦点位置d2から離れた他の領域D1,D3と比べ重みを増した重み付けをする。ここでは一例として、領域D2内の各点(i)の信号値を3倍にする。これに対し、他の領域D1,D3内の各点(i)については、その重みが3から線形的に低減され、深さ方向の関数DW2(i)とする。さらに、フレームcについては、送信側焦点位置d3の近傍領域D3について、送信側焦点位置d3から離れた他の領域D1,D2と比べ重みを増した重み付けをする。ここでは一例として、領域D3内の各点(i)の信号値を3倍にする。これに対し、他の領域D1,D2内の各点(i)については、その重みが3から線形的に低減され、深さ方向の関数DW3(i)とする。 Regarding the weighting function DW for the transmission side focus position, for the frame a, the weighting of the region D1 near the transmission side focus position d1 is increased as compared with the other regions D2 and D3 away from the transmission side focus position d1. .. Here, as an example, the signal value of each point (i) in the region D1 is tripled. On the other hand, each point (i) in the other regions D2 and D3 is linearly reduced from three times the signal value of that point to obtain a weight function DW1 (i) in the depth direction. Similarly, for the frame b, the weighting of the region D2 near the transmission side focal position d2 is increased as compared with the other regions D1 and D3 away from the transmission side focal position d2. Here, as an example, the signal value of each point (i) in the region D2 is tripled. On the other hand, for each point (i) in the other regions D1 and D3, the weight is linearly reduced from 3, and the function DW2 (i) in the depth direction is used. Further, with respect to the frame c, the weighting of the region D3 in the vicinity of the focal position d3 on the transmitting side is increased as compared with the other regions D1 and D2 away from the focal position d3 on the transmitting side. Here, as an example, the signal value of each point (i) in the region D3 is tripled. On the other hand, for each point (i) in the other regions D1 and D2, the weight is linearly reduced from 3, and the function DW3 (i) in the depth direction is used.
また、周波数についての重み付け関数は、各周波数f1,f2,f3ご深さ(i)に対する減衰が補償されるように、各周波数f1,f2,f3ごとに関数形が決定される。ここでは、各周波数f1,f2,f3ごとの関数形を、それぞれFW1(i),FW2(i),FW3(i)とする。 Further, the function form of the weighting function for the frequency is determined for each frequency f1, f2, f3 so that the attenuation for each frequency f1, f2, f3 depth (i) is compensated. Here, the functional forms for each frequency f1, f2, and f3 are FW1 (i), FW2 (i), and FW3 (i), respectively.
具体的には、3つのフレームa~cの互いに対応する点の信号値をSa(i),Sb(i),Sc(i)としたとき、
平均値S(i)=(Sa(i)×DW1(i)×FW1(i)+Sb(i)×DW2(i)×FW2(i)+Sc(i)×DW3(i)×FW3(i)/(DW1(i)×FW1(i)+DW2(i)×FW2(i)+DW3(i)×FW3(i))
により、平均値S(i)が算出されて、その点(i)に対応づけられる。
Specifically, when the signal values of the points corresponding to each other in the three frames a to c are Sa (i), Sb (i), and Sc (i),
Mean value S (i) = (Sa (i) × DW1 (i) × FW1 (i) + Sb (i) × DW2 (i) × FW2 (i) + Sc (i) × DW3 (i) × FW3 (i) / (DW1 (i) x FW1 (i) + DW2 (i) x FW2 (i) + DW3 (i) x FW3 (i))
Therefore, the average value S (i) is calculated and associated with the point (i).
3つのフレームa~cのフレーム合成処理が終了すると、次に、1つずれた3つのフレームb~dのフレーム合成処理が実行される。フレームb,cについての重み付けは上記の通りであり、フレームdについての重み付けは、フレームaについての重み付けと同じである。さらにその次は、さらに1つずれた3つのフレームc~eのフレーム合成処理が実行される。フレームc,dについての重み付けは上記の通りであり、フレームeについての重み付けは、フレームbについての重み付けと同じである。また、フレームfについての重み付けは、フレームcについての重み付けと同じである。 When the frame composition processing of the three frames a to c is completed, the frame composition processing of the three frames b to d shifted by one is executed next. The weighting for the frames b and c is as described above, and the weighting for the frame d is the same as the weighting for the frame a. After that, the frame composition process of the three frames c to e shifted by one is executed. The weighting for the frames c and d is as described above, and the weighting for the frame e is the same as the weighting for the frame b. Further, the weighting for the frame f is the same as the weighting for the frame c.
このようにして、3つずつのフレームのフレーム合成処理を順次に実行する。このフレーム合成処理により生成されるフレームは、3通りの周波数f1,f2,f3の3フレームを合成したフレームであり、スペックルノイズやアーチファクトが低減され、かつ、d1,d2,d3の3つの送信側焦点位置に焦点を結び、断層像内の浅い領域について分解能が高く、深い領域についてペンネトレーションが増強された断層像となる。 In this way, the frame composition process of three frames is sequentially executed. The frame generated by this frame composition process is a frame in which three frames having three different frequencies f1, f2, and f3 are combined, speckle noise and artifacts are reduced, and three transmissions of d1, d2, and d3 are transmitted. Focusing on the lateral focal position, the tomographic image has high resolution for shallow areas in the tomographic image and enhanced pennetration for deep areas.
フレーム合成処理部5を通過した後の処理については、前述した通りである。
The processing after passing through the frame
図9は、周波数セットの第3例を示した図である。 FIG. 9 is a diagram showing a third example of the frequency set.
ここでは、フレーム合成設定部51で1回の合成処理を行なうフレームの数が「7」に設定されたものとする。その場合、図9に示すように、周波数セット24は、重複を許容する7つの周波数から構成される。図2,図5の場合と同様、ここでも、周波数f1,f2,f3は、f1>f2>f3であって、周波数f1は、これら3つのうちの最も高い周波数であり、周波数f2は、中程度の周波数であり、周波数f3は、これら3つのうちの最も低い周波数である。これら3つの周波数f1,f2,f3は、断層像全域を診察対象とするのに適切な値にプリセットされている。
Here, it is assumed that the number of frames to be combined once by the frame
ここで、この図9に示す周波数セット24には、f1が2回、f2が3回、f3が2回、出現している。すなわち、ここに示した例は、中程度の周波数の断層像にやや重きを置いた設定になっている。 Here, in the frequency set 24 shown in FIG. 9, f1 appears twice, f2 appears three times, and f3 appears twice. That is, the example shown here is set with a little emphasis on the tomographic image of medium frequency.
また、この図9に示す周波数セット24には送信側の焦点位置d1,d2,d3のセットも記録されている。送信側の焦点位置d1,d2,d3は、d1<d2<d3である。すなわち、この周波数セット24に設定されている3つの周波数f1,f2,f3のうちの最も高い周波数f1には、3つの送信側焦点位置d1,d2,d3のうち生体30内の最も浅い位置にある送信側焦点位置d1が対応付けられている。また、中程度の周波数f2には、中程度の深さ位置にある送信側焦点位置d2が対応付けられ、最も低い周波数f3には、最も深い位置にある送信側焦点位置d3が対応付けられている。これは、周波数が高い方が高い分解能が得られるが、一方、周波数が高いと減衰が激しく、深い領域の画像を得るのが困難である、という理由による。これら3つの周波数f1,f2,f3および3つの送信側焦点位置d1,d2,d3は、断層像全域を診察対象とするのに適切な値にプリセットされている。
Further, in the frequency set 24 shown in FIG. 9, a set of focal positions d1, d2, and d3 on the transmitting side is also recorded. The focal positions d1, d2, and d3 on the transmitting side are d1 <d2 <d3. That is, the highest frequency f1 among the three frequencies f1, f2, f3 set in the frequency set 24 is located at the shallowest position in the living
図10は、断層像を表わす時系列的な複数のフレームのイメージ図である。 FIG. 10 is an image diagram of a plurality of time-series frames representing a tomographic image.
ここでは、走査制御部31により、各フレームの走査偏向角度が異なる空間コンパウンド法というフレーム合成法を実現する制御が行なわれているものとする。
Here, it is assumed that the
ここで、空間コンパウンド法とは、超音波ビームの走査偏向角度をフレーム間で循環的に切り替えながら時系列的に並んだフレームを順次合成する技術をいう。この空間コンパウンド法は、骨などの硬い組織の裏に隠れて真上からでは断層像上に現れない組織の診察などに利用される。ここでは、この空間コンパウンド法に、超音波の周波数を循環的に変更し、かつ送信側焦点位置を順次複数個所に設定するという本実施形態の特徴を組み合わせた例について説明する。 Here, the spatial compound method refers to a technique of sequentially synthesizing frames arranged in time series while cyclically switching the scanning deflection angle of the ultrasonic beam between frames. This spatial compound method is used for the examination of tissues that are hidden behind hard tissues such as bones and do not appear on the tomographic image from directly above. Here, an example in which the spatial compound method is combined with the feature of the present embodiment that the frequency of the ultrasonic wave is cyclically changed and the focal positions on the transmitting side are sequentially set at a plurality of locations will be described.
図10(a)~(n)は、時系列的に生成された各1フレーム分の受信信号を示している。ここでは、図10(a)~(n)に示す各1フレーム分の受信信号を、それぞれフレームa~フレームnと称する。ここで、図面のスペースの関係上、図10(h)~(n)が小さく示されているが、図10(h)~(n)は、図10(a)~(g)とそれぞれ同じ内容を表現した図である。 10 (a) to 10 (n) show the received signals for each frame generated in time series. Here, the received signals for each frame shown in FIGS. 10A to 10N are referred to as frames a to frame n, respectively. Here, FIGS. 10 (h) to 10 (n) are shown small due to the space in the drawings, but FIGS. 10 (h) to 10 (n) are the same as FIGS. 10 (a) to 10 (g), respectively. It is a figure expressing the contents.
フレームaの生成の際は、左端の走査線1aが15°傾くように超音波ビームが生成される。右端の走査線1aは垂直(0°)である。左右の中間の走査線1aは、ここに示す例の場合、左端から右端に向かって15°~0°に徐々に変化するように各走査線1aの傾きが調整される。また、このフレームaの生成の際は、図9に示す周波数セット24の1番目の周波数f3の超音波パルスが送信され、また、その周波数セット24の1番目の送信側焦点位置d3となるように、各チャンネルごとのパルス発生タイミングが調整される。
When the frame a is generated, the ultrasonic beam is generated so that the
また、次のフレームbの生成の際は、左端の走査線1aが10°傾くように超音波ビームが生成される。右端の走査線1aは垂直(0°)である。ここに示す例の場合、左右の中間の走査線1aは、左端から右端に向かって10°~0°に徐々に変化するように各走査線1aの傾きが調整される。また、このフレームbの生成の際は、図9に示す周波数セット24の2番目の周波数f2の超音波パルスが送信され、また、その周波数セット24の2番目の送信側焦点位置d2となるように、各チャンネルごとのパルス発生タイミングが調整される。
Further, when the next frame b is generated, the ultrasonic beam is generated so that the
さらに、次のフレームcの生成の際は、左端の走査線1aが5°傾くように超音波ビームが生成される。右端の走査線1aは垂直(0°)である。ここに示す例の場合、左右の中間の走査線1aは、左端から右端に向かって5°~0°に徐々に変化するように各走査線1aの傾きが調整される。また、このフレームcの生成の際は、図9に示す周波数セット24の3番目の周波数f1の超音波パルスが送信され、また、その周波数セット24の3番目の送信側焦点位置d1となるように、各チャンネルごとのパルス発生タイミングが調整される。
Further, when the next frame c is generated, the ultrasonic beam is generated so that the
さらに次のフレームdの生成の際は、全ての走査線1aが垂直(0°)となるように超音波ビームが生成される。また、このフレームdの生成の際は、図9に示す周波数セット24の4番目の周波数f2の超音波パルスが送信され、また、その周波数セット24の4番目の送信側焦点位置d2となるように、各チャンネルごとのパルス発生タイミングが調整される。
Further, when the next frame d is generated, the ultrasonic beam is generated so that all the
さらに次のフレームeの生成の際は、左端の走査線1aは垂直(0°)であり、右端の走査線1aが5°傾くように超音波ビームが生成される。ここに示す例の場合、左右の中間の走査線1aは、左端から右端に向かって0°~5°に徐々に変化するように各走査線1aの傾きが調整される。また、このフレームeの生成の際は、図9に示す周波数セット24の5番目の周波数f1の超音波パルスが送信され、また、その周波数セット24の5番目の送信側焦点位置d1となるように、各チャンネルごとのパルス発生タイミングが調整される。
Further, when the next frame e is generated, the ultrasonic beam is generated so that the
さらに次のフレームfの生成の際は、左端の走査線1aは垂直(0°)であり、右端の走査線1aが10°傾くように超音波ビームが生成される。ここに示す例の場合、左右の中間の走査線1aは、左端から右端に向かって0°~10°に徐々に変化するように各走査線1aの傾きが調整される。また、このフレームfの生成の際は、図9に示す周波数セット24の6番目の周波数f2の超音波パルスが送信され、また、その周波数セット24の6番目の送信側焦点位置d2となるように、各チャンネルごとのパルス発生タイミングが調整される。
Further, when the next frame f is generated, the ultrasonic beam is generated so that the
さらに次のフレームgの生成の際は、左端の走査線1aは垂直(0°)であり、右端の走査線1aが15°傾くように超音波ビームが生成される。ここに示す例の場合、左右の中間の走査線1aは、左端から右端に向かって0°~15°に徐々に変化するように各走査線1aの傾きが調整される。また、このフレームgの生成の際は、図9に示す周波数セット24の7番目の周波数f3の超音波パルスが送信され、また、その周波数セット24の7番目の送信側焦点位置d3となるように、各チャンネルごとのパルス発生タイミングが調整される。
Further, when the next frame g is generated, the ultrasonic beam is generated so that the
さらに次のフレームhの生成の際は、送信部2の遅延回路では、周波数セット24の先頭に戻り、周波数f3かつ送信側焦点位置d3となるように調整する。すなわち、ここでは、周波数および送信側焦点位置が、(f3,d3)→(f2,d2)→(f1,d1)→(f2,d2)→(f1,d1)→(f2,d2)→(f3,d3)のパターンを循環的に繰り返すように、1フレームごとに周波数および送信遅延パターンが変更される。このようにして、この図10に示すフレームa~フレームnの14フレームだけでなく多数のフレームの生成を繰り返す。このようにして生成されたフレームa,b,c,・・・はフレームメモリ4に順次に格納される。このフレームメモリ4は、次に説明する移動平均処理の実行に支障ががない程度のメモリ容量を有するが、フレームメモリ5が満杯になると、先に格納したフレームから順に上書きされる。
Further, when the next frame h is generated, the delay circuit of the
図11は、第3例におけるフレーム合成処理の説明図である。 FIG. 11 is an explanatory diagram of the frame composition process in the third example.
ここに示す第3例では、フレーム合成設定部51において、1回の平均処理のフレーム数が「7」に設定されている。そこで、フレーム合成部6では、先ずは、7つのフレームa~gについて合成処理が行なわれる。すなわち、ここでは、7つのフレームa~gの互いに対応する点の信号値どうしが合成され、その合成された信号値がその点に対応づけられる。ただし、ここに示した第3例の場合、走査線1aの傾きが各フレームごとに異なっているため、走査偏向最大角度に対する重み付け関数AWが定義され、前記した各周波数に対する重み付け関数FWおよび各送信側焦点位置に対する重み付け関数DWと掛け合わされてフレーム合成処理が行われる。
In the third example shown here, the number of frames for one average processing is set to "7" in the frame
フレームaについては、送信側焦点位置d3の近傍領域D3について、送信側焦点位置d3から離れた他の領域D1,D2と比べ重みを増した重み付けDW3とする。また、このフレームaは、走査偏向角度15°であるため、走査偏向角度10°、5°及び0°と比べ重みが一番小さいAW15とする。さらに、フレームaの周波数はf3であるため、その周波数f3に対応する重み付け関数FW3を採用する。これと同様に、フレームbについては、送信側焦点位置d2の近傍領域D2について、送信側焦点位置d2から離れた他の領域D1,D3と比べ重みを増した重み付けDW2とする。また、このフレームbは、走査偏向角度10°であるため、走査偏向角度15°と比べ重みを増したAW10とする。さらに、フレームbの周波数はf2であるため、その周波数f2に対応する重み付け関数FW2を採用する。同様にして、フレームcについては、送信側焦点位置d1の近傍領域D1について、送信側焦点位置d1から離れた他の領域D2,D3と比べ重みを増した重み付けDW1とする。また、このフレームcは、走査偏向角度5°であるため、走査偏向角度10°と比べ重みを増したAW5とする。さらに、フレームcの周波数はf1であるため、その周波数f1に対応する重み付け関数FW1を採用する。同様にして、フレームdについては、送信側焦点位置d2の近傍領域D2について、送信側焦点位置d2から離れた他の領域D1,D3と比べ重みを増した重み付けDW2とする。また、走査偏向角度0°であるから、走査偏向角度5°と比べ重みを増したAW0とする。さらに、周波数f2に対応するFW2とする。フレームe~nについても同様である。 Regarding the frame a, the weighted DW3 is used for the region D3 in the vicinity of the focal position d3 on the transmitting side, which is heavier than the other regions D1 and D2 away from the focal position d3 on the transmitting side. Further, since this frame a has a scanning deflection angle of 15 °, the AW15 having the smallest weight as compared with the scanning deflection angles of 10 °, 5 °, and 0 ° is used. Further, since the frequency of the frame a is f3, the weighting function FW3 corresponding to the frequency f3 is adopted. Similarly, for the frame b, the weighted DW2 is set in the vicinity of the transmitting side focal position d2 with a weight increased as compared with the other regions D1 and D3 away from the transmitting side focal position d2. Further, since this frame b has a scanning deflection angle of 10 °, the AW10 has an increased weight as compared with the scanning deflection angle of 15 °. Further, since the frequency of the frame b is f2, the weighting function FW2 corresponding to the frequency f2 is adopted. Similarly, for the frame c, the weighted DW1 is used for the region D1 in the vicinity of the focal position d1 on the transmitting side, which is weighted more than the other regions D2 and D3 away from the focal position d1 on the transmitting side. Further, since this frame c has a scanning deflection angle of 5 °, the AW5 has an increased weight as compared with the scanning deflection angle of 10 °. Further, since the frequency of the frame c is f1, the weighting function FW1 corresponding to the frequency f1 is adopted. Similarly, for the frame d, the weighted DW2 is set in the vicinity of the transmitting side focal position d2 with a weight increased as compared with the other regions D1 and D3 away from the transmitting side focal position d2. Further, since the scanning deflection angle is 0 °, the weight of the AW0 is increased as compared with the scanning deflection angle of 5 °. Further, the FW2 corresponds to the frequency f2. The same applies to frames e to n.
具体的には、7つのフレームa~gの互いに対応する点(i)の信号値をSa(i),Sb(i),・・・,Sg(i)としたとき、
平均値S(i)=(Sa(i)×DW3(i)×AW15×FW3(i)+Sb(i)×DW2(i)×AW10×FW2(i)+Sc(i)×DW1(i)×AW5×FW1(i)+Sd(i)×DW2(i)×AW0×FW2(i)+Se(i)×DW1(i)×AW5×FW1(i)+Sf(i)×DW2(i)×AW10×FW2(i)+Sg(i)×DW3(i)×AW15×FW3(i)/(2×DW3(i)×AW15×FW3(i)+2×DW2(i)×AW10×FW2(i)+2×DW1(i)×AW5×FW1(i)+DW2(i)×AW0×FW2(i))
により、平均値S(i)が算出されて、その点(i)に対応づけられる。
Specifically, when the signal values of the points (i) corresponding to each other in the seven frames a to g are Sa (i), Sb (i), ..., Sg (i),
Mean value S (i) = (Sa (i) × DW3 (i) × AW15 × FW3 (i) + Sb (i) × DW2 (i) × AW10 × FW2 (i) + Sc (i) × DW1 (i) × AW5 x FW1 (i) + Sd (i) x DW2 (i) x AW0 x FW2 (i) + Se (i) x DW1 (i) x AW5 x FW1 (i) + Sf (i) x DW2 (i) x AW10 x FW2 (i) + Sg (i) x DW3 (i) x AW15 x FW3 (i) / (2 x DW3 (i) x AW15 x FW3 (i) + 2 x DW2 (i) x AW10 x FW2 (i) + 2 x DW1 (i) x AW5 x FW1 (i) + DW2 (i) x AW0 x FW2 (i))
Therefore, the average value S (i) is calculated and associated with the point (i).
なお、ここでは、重み付け関数AWはフレームごとに固定値としたが、重み付け関数AWについても走査偏向最大角度の関数であるとともに深さ位置(i)の関数としてもよい。 Although the weighting function AW is set to a fixed value for each frame here, the weighting function AW may be a function of the maximum scanning deflection angle and a function of the depth position (i).
図12は、1回のフレーム合成処理に用いる7つのフレームを重ねて示した図である。 FIG. 12 is a diagram showing seven frames used for one frame composition process superimposed.
ここでは、図10に示したように、各フレームごとに走査の領域が異なっている。そこで、フレーム合成処理にあたっては、フレームa~gの共通の領域が抽出される。すなわち、この図12に一点鎖線で示した領域が切り捨てられて実線で示した矩形の領域が抽出される。 Here, as shown in FIG. 10, the scanning area is different for each frame. Therefore, in the frame composition process, a common region of frames a to g is extracted. That is, the region shown by the alternate long and short dash line in FIG. 12 is truncated and the rectangular region shown by the solid line is extracted.
図11に戻って説明を続ける。 The explanation will be continued by returning to FIG.
最初の7つのフレームa~gのフレーム合成処理が終了すると、次に、1つずれた7つのフレームb~hのフレーム合成処理が実行される。フレームb~gについての重み付けは上記の通りであり、フレームhについての重み付けは、フレームaについての重み付けと同じである。さらにその次は、さらに1つずれた7つのフレームc~iのフレーム合成処理が実行される。フレームc~hについての重み付けは上記の通りであり、フレームiについての重み付けは、フレームbについての重み付けと同じである。また、フレームj~nについての重み付けは、フレームc~gについての重み付けとそれぞれ同じである。 When the frame composition processing of the first seven frames a to g is completed, the frame composition processing of the seven frames b to h shifted by one is executed next. The weighting for the frames b to g is as described above, and the weighting for the frame h is the same as the weighting for the frame a. Next, the frame composition process of seven frames c to i shifted by one is executed. The weighting for the frames c to h is as described above, and the weighting for the frame i is the same as the weighting for the frame b. Further, the weighting for the frames j to n is the same as the weighting for the frames c to g, respectively.
このようにして、1回につき7つのフレームのフレーム合成処理を順次に実行する。 In this way, the frame composition process of seven frames is sequentially executed at one time.
このフレーム合成処理により生成されるフレームは、3通りの周波数f1,f2,f3からなる7つのフレームを合成したフレームであり、断層像上のスペックルノイズやアーチファクトが相殺されてノイズが低減し、かつ、d1,d2,d3の3つの送信側焦点位置に焦点を結んだ、断層像全域に亘って高分解能な断層像となる。 The frame generated by this frame composition process is a frame in which seven frames consisting of three different frequencies f1, f2, and f3 are combined, and speckle noise and artifacts on the tomographic image are offset to reduce noise. In addition, a high-resolution tomographic image is obtained over the entire tomographic image, focusing on the three transmission-side focal positions of d1, d2, and d3.
フレーム合成部5を通過した後の処理については、前述した通りである。
The processing after passing through the
なお、ここでは、1回のフレーム合成処理を行なうフレーム数が3フレームの例と7フレームの例を示したが、1回のフレーム合成処理を行なうフレーム数は、これらのフレーム数に限られるものではなく、必要に照らした任意の複数であってもよい。また、ここでは3通りの周波数、3つの送信側焦点位置d1,d2,d3、および走査偏向角度15°,10°,5°,0°,-5°,-10°,-15°の例について説明したが、これらも必要に照らした任意の複数であってもよい。ただし、送信周波数、送信側焦点位置、および走査偏向角度の数は、1回のフレーム合成処理を行なうフレーム数と同数かそれ以下の数に限られることになる。 Here, an example in which the number of frames for which one frame composition process is performed is 3 frames and an example for 7 frames are shown, but the number of frames for which one frame composition process is performed is limited to these number of frames. However, it may be any plurality in the light of need. In addition, here, examples of three frequencies, three transmission side focal positions d1, d2, d3, and scanning deflection angles of 15 °, 10 °, 5 °, 0 °, -5 °, -10 °, and -15 °. However, these may also be any plurality in the light of need. However, the number of transmission frequencies, transmission side focal positions, and scanning deflection angles is limited to the same number as or less than the number of frames for which one frame composition process is performed.
また、ここでは、図1に示すように、フレーム合成部5を、対数圧縮部6の前に置いた例について説明したが、フレーム合成部5は、必ずしもここに置く必要はなく、対数圧縮部6よりも後段の位置に置いてもよい。
Further, as shown in FIG. 1, an example in which the
1 超音波探触子
1a 走査線
2 送信部
21 周波数設定部
3 受信部
31 走査制御部
4 フレームメモリ
5 フレーム合成部
51 フレーム合成設定部
6 対数圧縮部
7 Bモード信号処理部
8 フレーム相関部
9 シネメモリ
10 デジタルスキャンコンバータ(DSC)
11 表示部
30 生体
100 超音波診断装置
1
11
Claims (9)
被検体内に送信する超音波ビームの、順序づけられた予め定められた複数の周波数からなる周波数セットにしたがって周波数をフレームごとに変更させ、かつ該周波数の変更を該複数ごとに循環させながら、超音波ビームによる被検体内の走査を繰り返させる走査制御部と、
前記受信信号に基づいて生成された時系列的なフレーム画像について、時系列的に並ぶ複数のフレーム画像の合成処理を順次に繰り返すフレーム合成部と、
前記フレーム合成部におけるフレーム合成処理後のフレーム画像からなる断層像を表示する表示部とを備え、
前記フレーム合成部が、合成する複数のフレーム画像の対応する点の信号値を、前記対応する点の深さ位置に応じた重みを適用して重みづけ平均することにより合成処理を行い、前記深さ位置に応じた重みが、フレーム画像ごとに、フレーム画像の取得時における超音波ビームの送信側焦点位置からの距離に応じて定められることを特徴とする超音波診断装置。 While scanning the inside of the subject with an ultrasonic beam, the reflected ultrasonic wave is received to obtain a received signal, a time-series frame image is generated based on the received signal, and a tomography in the subject derived from the frame image is generated. It is an ultrasonic diagnostic device that displays an image.
The frequency of the ultrasonic beam transmitted into the subject is changed frame by frame according to an ordered frequency set consisting of a plurality of predetermined frequencies, and the frequency change is circulated for each frame. A scanning control unit that repeats scanning inside the subject with an ultrasonic beam,
A frame compositing unit that sequentially repeats a compositing process of a plurality of frame images arranged in time series for a time-series frame image generated based on the received signal.
It is provided with a display unit for displaying a tomographic image composed of a frame image after frame composition processing in the frame composition unit.
The frame synthesizing unit performs a synthesizing process by weighting and averaging the signal values of the corresponding points of the plurality of frame images to be synthesized by applying weights according to the depth positions of the corresponding points. An ultrasonic diagnostic apparatus characterized in that a weight corresponding to a depth position is determined for each frame image according to the distance from the transmission side focal position of the ultrasonic beam at the time of acquiring the frame image .
被検体内に送信する超音波ビームの、順序づけられた予め定められた複数の周波数からなる周波数セットにしたがって周波数をフレームごとに変更させ、かつ該周波数の変更を該複数ごとに循環させながら、超音波ビームによる被検体内の走査を繰り返させる走査制御工程と、
前記受信信号に基づいて生成された時系列的なフレーム画像について、時系列的に並ぶ複数のフレーム画像の合成処理を順次に繰り返すフレーム合成工程と、
前記フレーム合成工程でのフレーム合成処理後のフレーム画像からなる断層像を表示装置に表示させる表示工程とを有し、
前記フレーム合成工程では、合成する複数のフレーム画像の対応する点の信号値に、前記対応する点の深さ位置に応じた重みを適用して重みづけ平均することにより合成処理を行い、前記深さ位置に応じた重みが、フレーム画像ごとに、フレーム画像の取得に用いられた超音波ビームの送信側焦点位置からの距離に応じて定められることを特徴とする超音波診断装置の制御方法。 While scanning the inside of the subject with an ultrasonic beam, the reflected ultrasonic wave is received to obtain a received signal, a time-series frame image is generated based on the received signal, and a tomography in the subject derived from the frame image is generated. It is a control method executed by an ultrasonic diagnostic device that displays an image.
The frequency of the ultrasonic beam transmitted into the subject is changed frame by frame according to an ordered frequency set consisting of a plurality of predetermined frequencies, and the frequency change is circulated for each frame. A scanning control process that repeats scanning inside the subject with an ultrasonic beam,
A frame synthesizing step in which a synthesizing process of a plurality of frame images arranged in chronological order is sequentially repeated for a time-series frame image generated based on the received signal.
It has a display step of displaying a tomographic image composed of a frame image after the frame synthesis process in the frame synthesis step on a display device.
In the frame synthesizing step, the signal values of the corresponding points of the plurality of frame images to be combined are weighted and averaged by applying weights according to the depth positions of the corresponding points to perform the synthesizing process. A control method for an ultrasonic diagnostic apparatus, characterized in that a weight according to a depth position is determined for each frame image according to a distance from the transmission side focal position of the ultrasonic beam used for acquiring the frame image. ..
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