JPS61146239A - 血流イメ−ジング超音波診断装置 - Google Patents
血流イメ−ジング超音波診断装置Info
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- JPS61146239A JPS61146239A JP26735484A JP26735484A JPS61146239A JP S61146239 A JPS61146239 A JP S61146239A JP 26735484 A JP26735484 A JP 26735484A JP 26735484 A JP26735484 A JP 26735484A JP S61146239 A JPS61146239 A JP S61146239A
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Abstract
(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。
め要約のデータは記録されません。
Description
【発明の詳細な説明】
［発明の技術分野］
本発明は超音波診断装置に関し、特に画質の向上を図っ
た血流イメージング超音波診断装置に関する。
た血流イメージング超音波診断装置に関する。
［発明の技術的背景コ
従来の超音波装置において、通常Ｂモードのデータは超
音波ビームを視野角度内で１回照射してセクタ走査する
ことにより得られ、１画面（約２７画面／秒）当り１２
０本の走査線に対する真のデータを表示することができ
る。
音波ビームを視野角度内で１回照射してセクタ走査する
ことにより得られ、１画面（約２７画面／秒）当り１２
０本の走査線に対する真のデータを表示することができ
る。
このようなセクタ走査により視野角度９０°の範囲内で
超音波ビームを照射した場合、１画面当り１２０本の走
査線に対する真のデータを得ることができるが、これら
の隣接するデータの間をすべて水平補間したのでは、画
質がモザイク状になってしまい画質の低下をもたらして
しまう。このため、隣接する走査線の真のデータの中間
を円弧補間してから、真のデータとこの補間データの間
をずべて水平補間することによって画質の向上を図って
いる。この水平補間を第４図（ａ）、（ｂ）を基に示寸
。例えば超音波ビームの周期を４ Ｋ ＋−１２、視野
深度を１００ＩＩｌ、サンプリングクロックの周期を３
．２ＭＨ２，超音波ビームの体内における速度を１．５
００ｍ／ｓとする。この場合、体表から深度１Ｑｃｍま
でのデータを得るに必要な時間ｔ１は１３４μＳ（＝２
０ｃｍ÷１５００ｍ ／ｓ ）であり、この間４／６ビ
クセル（＝１３４μｓ＝１／３．２ＭＨ２）をサンプリ
ングでき、次の超音波ビームが照射されるまでには時間
ｔ２＝１１６μｓ （−２５０μ３ １３４μｓ）の
時間的余裕が残されている。この残されている時間ｔ２
を使って、そのレートのサンプリングデータと１つ前の
サンプリングデータとの平均をピクセル毎にとりこれを
補間データとする。例えば第２の超音波ビーム■が照射
された後に、そのサンプリングデータ■と１つ前のサン
プリングデータ■との平均をとりこれを真のデータ■と
■との中間に補間データとして置く。尚、補間データに
残された時間との関係でサンプリングしたデータの後半
１６０ビクセルのみについて採用される。また、１つ前
の最後の走査線のサンプリングデータ１２０と次のフレ
ームの最初のサンプリングデータ■との補間は行わない
ことにする。
超音波ビームを照射した場合、１画面当り１２０本の走
査線に対する真のデータを得ることができるが、これら
の隣接するデータの間をすべて水平補間したのでは、画
質がモザイク状になってしまい画質の低下をもたらして
しまう。このため、隣接する走査線の真のデータの中間
を円弧補間してから、真のデータとこの補間データの間
をずべて水平補間することによって画質の向上を図って
いる。この水平補間を第４図（ａ）、（ｂ）を基に示寸
。例えば超音波ビームの周期を４ Ｋ ＋−１２、視野
深度を１００ＩＩｌ、サンプリングクロックの周期を３
．２ＭＨ２，超音波ビームの体内における速度を１．５
００ｍ／ｓとする。この場合、体表から深度１Ｑｃｍま
でのデータを得るに必要な時間ｔ１は１３４μＳ（＝２
０ｃｍ÷１５００ｍ ／ｓ ）であり、この間４／６ビ
クセル（＝１３４μｓ＝１／３．２ＭＨ２）をサンプリ
ングでき、次の超音波ビームが照射されるまでには時間
ｔ２＝１１６μｓ （−２５０μ３ １３４μｓ）の
時間的余裕が残されている。この残されている時間ｔ２
を使って、そのレートのサンプリングデータと１つ前の
サンプリングデータとの平均をピクセル毎にとりこれを
補間データとする。例えば第２の超音波ビーム■が照射
された後に、そのサンプリングデータ■と１つ前のサン
プリングデータ■との平均をとりこれを真のデータ■と
■との中間に補間データとして置く。尚、補間データに
残された時間との関係でサンプリングしたデータの後半
１６０ビクセルのみについて採用される。また、１つ前
の最後の走査線のサンプリングデータ１２０と次のフレ
ームの最初のサンプリングデータ■との補間は行わない
ことにする。
但し、
■ｎ：走査線■のｎ番目のビクセルデータ■ｎ：走査線
■のｎ番目のビクセルデータ■ｎ：走査線■のｎ番目の
ビクセルデータ■ｎ：走査線■のｎ番目のビクセルデー
タ■′ｎ：走査線■と■のｎ番目のビクセルデータ■′
ｎ：走査線■と■のｎ番目のビクセルデータ■′ｎ ：
走査線■と■のｎ番目のビクセルデータ■′ｎ＝（■ｎ
＋■ｎ）／２（，２５８≦ｎ≦４１６）■′ｎ−（■ｎ
十■ｎ ）’／ ２（２５８≦ｎ≦ ４１６）■′ｎ＝
（■ｎ＋■ｎ）／２（２５８≦ｎ≦４１６）［背顕技術
の問題点］ ところで血流イメージング超音波診断装置においては、
血流の情報である平均流速２分散及びパワーを求めるた
めに、超音波ビームを同じ場所に複数回照射しながらセ
クタ走査して同じ場所の時間的変化における複数のデー
タを得る必要がある。
■のｎ番目のビクセルデータ■ｎ：走査線■のｎ番目の
ビクセルデータ■ｎ：走査線■のｎ番目のビクセルデー
タ■′ｎ：走査線■と■のｎ番目のビクセルデータ■′
ｎ：走査線■と■のｎ番目のビクセルデータ■′ｎ ：
走査線■と■のｎ番目のビクセルデータ■′ｎ＝（■ｎ
＋■ｎ）／２（，２５８≦ｎ≦４１６）■′ｎ−（■ｎ
十■ｎ ）’／ ２（２５８≦ｎ≦ ４１６）■′ｎ＝
（■ｎ＋■ｎ）／２（２５８≦ｎ≦４１６）［背顕技術
の問題点］ ところで血流イメージング超音波診断装置においては、
血流の情報である平均流速２分散及びパワーを求めるた
めに、超音波ビームを同じ場所に複数回照射しながらセ
クタ走査して同じ場所の時間的変化における複数のデー
タを得る必要がある。
従来の超音波診断装置によるＢモード像では前）ホした
ように１画面当り１２０本の走査線に対する真のデータ
を表示できるが、このような血流イメージング超音波診
断装置では複数回同じ場所に超音波ビームを照射するた
めに、視野角度にもよるが、例えばセクタ走査で視野角
度９０°とし、同じ場所に８回超音波ビームを照射し、
この超音波ビームの照射周期を４ Ｋ Ｈ２とすると、
１画面（１５画面／秒）当り６４方向にしか走査できな
い。このため、真のデータも１画面当り６４本の走査線
分しか表示できなくなり、従来の補間方法を行なっても
、データ間同志の間隔が広すぎるため、やはり画質がモ
ザイク状となり、従来の補間方法では対応できないと言
う問題があった。
ように１画面当り１２０本の走査線に対する真のデータ
を表示できるが、このような血流イメージング超音波診
断装置では複数回同じ場所に超音波ビームを照射するた
めに、視野角度にもよるが、例えばセクタ走査で視野角
度９０°とし、同じ場所に８回超音波ビームを照射し、
この超音波ビームの照射周期を４ Ｋ Ｈ２とすると、
１画面（１５画面／秒）当り６４方向にしか走査できな
い。このため、真のデータも１画面当り６４本の走査線
分しか表示できなくなり、従来の補間方法を行なっても
、データ間同志の間隔が広すぎるため、やはり画質がモ
ザイク状となり、従来の補間方法では対応できないと言
う問題があった。
［発明の目的］
本発明は上記事情に鑑みてなされたものであり、血流イ
メージング超音波診断装置のＢモード像と血流情報とを
同時に表示するモードのセクタ走査の場合、隣接する真
のデータとの間を複数本円弧上に直線補間することによ
って画質の向上を図った血流イメージング装置を提供す
ることを目的とするものである。
メージング超音波診断装置のＢモード像と血流情報とを
同時に表示するモードのセクタ走査の場合、隣接する真
のデータとの間を複数本円弧上に直線補間することによ
って画質の向上を図った血流イメージング装置を提供す
ることを目的とするものである。
［発明の概要］
上記目的を達成するための本発明の概要はセクタ走査の
血流情報データを記憶する複数の記憶手段と、この複数
の記憶手段の入出力を制御する記憶部制御手段と前記複
数の記憶手段の出力を選択する選択手段と、この選択手
段により選択された出力に係数を掛ける乗算手段と、こ
の係数を変化させる係数制御手段と、前記乗算手段の出
力を加算する加算手段とを備え、同じ場所にＮ回超音波
ビームを照射させてセクタ走査をする装置において、前
記データは前記超音波ビームの照射回数Ｎレート毎に前
記複数の記憶手段の１つに入力されかつ伯の記憶手段は
少なくとも１回前と２回前とに入力されたデータをレー
ト毎にＮ−１回繰り返し出力するよう眞記記憶部制御手
段により制御され、出力されたこれらのデータは前記選
択手段ににり選択された後前記乗算手段にＪ：り各レー
ト毎に変化された係数がｔｌ）けられ、これらの乗算さ
れたデータが前記加算手段により加算されて各レート毎
のＮ−１個の補間データを得、このＮ−１個の補間デー
タにより隣接する真のデータ間を円弧上にＮ−１点の直
線補間を行うことにより、走査線の数を少なくしても画
質の向−ヒを図ることを特徴とするのである。
血流情報データを記憶する複数の記憶手段と、この複数
の記憶手段の入出力を制御する記憶部制御手段と前記複
数の記憶手段の出力を選択する選択手段と、この選択手
段により選択された出力に係数を掛ける乗算手段と、こ
の係数を変化させる係数制御手段と、前記乗算手段の出
力を加算する加算手段とを備え、同じ場所にＮ回超音波
ビームを照射させてセクタ走査をする装置において、前
記データは前記超音波ビームの照射回数Ｎレート毎に前
記複数の記憶手段の１つに入力されかつ伯の記憶手段は
少なくとも１回前と２回前とに入力されたデータをレー
ト毎にＮ−１回繰り返し出力するよう眞記記憶部制御手
段により制御され、出力されたこれらのデータは前記選
択手段ににり選択された後前記乗算手段にＪ：り各レー
ト毎に変化された係数がｔｌ）けられ、これらの乗算さ
れたデータが前記加算手段により加算されて各レート毎
のＮ−１個の補間データを得、このＮ−１個の補間デー
タにより隣接する真のデータ間を円弧上にＮ−１点の直
線補間を行うことにより、走査線の数を少なくしても画
質の向−ヒを図ることを特徴とするのである。
［発明の実施例］
以下本発明の一実施例を図面を参照して説明する。第１
図において、１は入力データが入力される第１のバッフ
ァであり、後段に第２のバッファ２が接続されている。
図において、１は入力データが入力される第１のバッフ
ァであり、後段に第２のバッファ２が接続されている。
３も入力データが入力される第３のバッファであり、後
段に第４のバッファ４が接続されている。これらのバッ
ファ１，２゜３．４はＥ端子への入力が′Ｏ″のとき、
入力データを出力し、１１１ ＩＩの時、出力がハイイ
ンピーダンスとなると共に、各々後段にメモリ５，６゜
７．８を備えている。これらのメモリ５．６．７゜８は
Ｒ／Ｗ端子の入力が０″の時ライト動作すなわち前段の
対となついるバッファからのデータを書き込み、１１１
ＩＩの時リード動作すなわちこの記憶されているデー
タを出力する。９は第１のメモリ５のメモリ内容を８端
子へ、第３のメモリ７のメモリ内容をＡ端子へ各々入力
する第１のマルチプレクサ、１０は第２のメモリ６のメ
モリ内容をＳ端子へ、第４のメモリ８のメモリ内容をＡ
端子へ各々入力する第２のマルチプレクサである。
段に第４のバッファ４が接続されている。これらのバッ
ファ１，２゜３．４はＥ端子への入力が′Ｏ″のとき、
入力データを出力し、１１１ ＩＩの時、出力がハイイ
ンピーダンスとなると共に、各々後段にメモリ５，６゜
７．８を備えている。これらのメモリ５．６．７゜８は
Ｒ／Ｗ端子の入力が０″の時ライト動作すなわち前段の
対となついるバッファからのデータを書き込み、１１１
ＩＩの時リード動作すなわちこの記憶されているデー
タを出力する。９は第１のメモリ５のメモリ内容を８端
子へ、第３のメモリ７のメモリ内容をＡ端子へ各々入力
する第１のマルチプレクサ、１０は第２のメモリ６のメ
モリ内容をＳ端子へ、第４のメモリ８のメモリ内容をＡ
端子へ各々入力する第２のマルチプレクサである。
これらのマルチプレクサ９．１０はＳ端子に入力が０″
の時Ａ端子へ入力されているデータが、ｌｌ Ｉ １１
の時Ｓ端子へ入力されているデータが各々後段に接続さ
れている第１の乗算器１１．第２の乗算器１２のＡ端子
へ出力される。これらの乗算器１１．１２の８端子には
各々任意の係数が入力され、乗算器１１．１２はＡ仙端
子の入力と８端子の入力とを乗算したデータを加算器１
３のＢ端子とＡ端子へ出力する。この加算器１３は２人
力を加算して出力データとして出力する。
の時Ａ端子へ入力されているデータが、ｌｌ Ｉ １１
の時Ｓ端子へ入力されているデータが各々後段に接続さ
れている第１の乗算器１１．第２の乗算器１２のＡ端子
へ出力される。これらの乗算器１１．１２の８端子には
各々任意の係数が入力され、乗算器１１．１２はＡ仙端
子の入力と８端子の入力とを乗算したデータを加算器１
３のＢ端子とＡ端子へ出力する。この加算器１３は２人
力を加算して出力データとして出力する。
１４はメモリ制御装置であり、各メモリ５，６゜７．８
のアドレスを設定するアドレス信号Ｓ１と、第２．第３
のバッファ２．３と第２．第３のメモリ６．７とを制御
するリードライト制御信号Ｓ２と、第１．第４のバッフ
ァ１．４と第１．第４のメモリ５．８とを制御するリー
ドライト制御信号Ｓ３と、第１．第２のマルチプレクサ
９．１０の入力をセレクトするセレクト信号Ｓ４とを発
生する。
のアドレスを設定するアドレス信号Ｓ１と、第２．第３
のバッファ２．３と第２．第３のメモリ６．７とを制御
するリードライト制御信号Ｓ２と、第１．第４のバッフ
ァ１．４と第１．第４のメモリ５．８とを制御するリー
ドライト制御信号Ｓ３と、第１．第２のマルチプレクサ
９．１０の入力をセレクトするセレクト信号Ｓ４とを発
生する。
１５は係数制御装置であり第１の乗算器１１へＵＰ係数
を第２の乗算器１２へＤＯＷＮ係数を出力する。
を第２の乗算器１２へＤＯＷＮ係数を出力する。
上記構成による本発明装置の作用を第２図のタイミング
チャートを参照しながら説明する。尚、この場合説明を
簡単にするため、同じ場所に４回超音波ビームを照射し
て操作するモードとする。
チャートを参照しながら説明する。尚、この場合説明を
簡単にするため、同じ場所に４回超音波ビームを照射し
て操作するモードとする。
第２図において■〜■は超音波の照射方向、■′〜■′
は照射方向に対するデータ、Ｔ１は超音波ビームの照射
タイミング、＋２は入力データの取り込みタイミング、
ＲＤは各メモリのリード動作。
は照射方向に対するデータ、Ｔ１は超音波ビームの照射
タイミング、＋２は入力データの取り込みタイミング、
ＲＤは各メモリのリード動作。
ＷＲは各メモリのライト動作を示す。
先ず■の方向に４回超音波ビームを照射して得られたデ
ータ■′は■方向に最後の４回目の照射を行ったレート
よりも演算処理のため、２レート遅れて出力される（＋
２）。■′〜■′に関しても同様である。この出力され
た■′は第１のバッファ３に同時に入力されるが、メモ
リ制御袋Ｈ１４がリードライト制御信号Ｓ３を’Ｏ”、
Ｓ２を゛１″としているので第１のバッファ１のみを通
過して第１のメモリ５に書き込まれる。この際、第２と
第３のメモリ６．７のＲ／Ｗ端子へ入力されるリードラ
イト制御信号Ｓ２は′１″であるため、第２．第３のメ
モリ６．７はインバリッド（ＩＮＶＡＬＩＤ＞データを
読み出し、またリードライト制御信号Ｓ３は１１０ ＋
１であるため、第３のメモリ７から読みだされたインバ
リッドデータは第４のバッファ４を通過して第４のメモ
リ８へ書き込まれる。
ータ■′は■方向に最後の４回目の照射を行ったレート
よりも演算処理のため、２レート遅れて出力される（＋
２）。■′〜■′に関しても同様である。この出力され
た■′は第１のバッファ３に同時に入力されるが、メモ
リ制御袋Ｈ１４がリードライト制御信号Ｓ３を’Ｏ”、
Ｓ２を゛１″としているので第１のバッファ１のみを通
過して第１のメモリ５に書き込まれる。この際、第２と
第３のメモリ６．７のＲ／Ｗ端子へ入力されるリードラ
イト制御信号Ｓ２は′１″であるため、第２．第３のメ
モリ６．７はインバリッド（ＩＮＶＡＬＩＤ＞データを
読み出し、またリードライト制御信号Ｓ３は１１０ ＋
１であるため、第３のメモリ７から読みだされたインバ
リッドデータは第４のバッファ４を通過して第４のメモ
リ８へ書き込まれる。
＝ １０−
次の入力データ■′の取り込みサイクルの最初のレート
では、リードライト制御信号Ｓ２が０′′であるため、
データ■′は第３のバッファ３を通過して第３のメモリ
７へ書き込まれる。この際、リードライト制御信号Ｓ３
が１″であるため、第１のメモリ５は前のサイクルで書
き込んだデータ■′を読み出し、かつ、第４のメモリ８
はインバリッドを読み出す。そして、セレクト信８８ａ
が“１゛であるため、第１のメモリ５で読み出された■
′のデータが第１のマルチプレクサ９から出力される。
では、リードライト制御信号Ｓ２が０′′であるため、
データ■′は第３のバッファ３を通過して第３のメモリ
７へ書き込まれる。この際、リードライト制御信号Ｓ３
が１″であるため、第１のメモリ５は前のサイクルで書
き込んだデータ■′を読み出し、かつ、第４のメモリ８
はインバリッドを読み出す。そして、セレクト信８８ａ
が“１゛であるため、第１のメモリ５で読み出された■
′のデータが第１のマルチプレクサ９から出力される。
またリードライト制御信号Ｓ２がＩＩ ＯＩＩであるた
め、データ■′が第２のバッファ２を通過して第２のメ
モリ６へ書き込まれる。
め、データ■′が第２のバッファ２を通過して第２のメ
モリ６へ書き込まれる。
さらに次の入力データ■′の取り込みサイクルの最初の
レートでは、リードライト制御信号Ｓ３が“０″である
ため、データ■′は第１のバッファ１を通過して第１の
メモリ５へ書き込まれる。
レートでは、リードライト制御信号Ｓ３が“０″である
ため、データ■′は第１のバッファ１を通過して第１の
メモリ５へ書き込まれる。
この際、リードライト制御信号Ｓ２が１″であるため、
第３のメモリ７は前のサイクルで書き込んだデータ■′
を読み出し、かつ第２のメモリ６は前のサイクルで書き
込んだデータ■′を読み出して第２のマルチプレクサ１
０へ出力する。また、第４のメモリ８にはリードライト
制御信号Ｓ３が“０１１であるため、第３のメモリ７で
読み出されたデータ■′が書き込まれる。
第３のメモリ７は前のサイクルで書き込んだデータ■′
を読み出し、かつ第２のメモリ６は前のサイクルで書き
込んだデータ■′を読み出して第２のマルチプレクサ１
０へ出力する。また、第４のメモリ８にはリードライト
制御信号Ｓ３が“０１１であるため、第３のメモリ７で
読み出されたデータ■′が書き込まれる。
ここで、セレクト制御信号Ｓ４が０″であるため、第２
のメモリ６で読み出されたデータ■′が第２のマルチプ
レクサ１０を通過して第２の乗算器１２へ送られると共
に、第３のメモリ７で読み出されたデータ■′が第１の
マルチプレクサ９を通過して第１の乗算器１１へ送られ
る。
のメモリ６で読み出されたデータ■′が第２のマルチプ
レクサ１０を通過して第２の乗算器１２へ送られると共
に、第３のメモリ７で読み出されたデータ■′が第１の
マルチプレクサ９を通過して第１の乗算器１１へ送られ
る。
データの取り込みの最初のレートではＤＯＷＮ係数は最
大の１を設定しているため、第２の乗算器１２へ送られ
たデータ■′に１が掛けられて、加算器１３のへ入力端
子へ送られる。一方、ＵＰ係数は最小のＯを設定してい
るため、第１の乗算器１１へ送られたデータ■′にＯが
掛けられて、加算器１３０Ｂ入力端子へ送られる。この
加算器１３は１×■′とＯ×■′を加算されて■′が出
力データとして出力される。
大の１を設定しているため、第２の乗算器１２へ送られ
たデータ■′に１が掛けられて、加算器１３のへ入力端
子へ送られる。一方、ＵＰ係数は最小のＯを設定してい
るため、第１の乗算器１１へ送られたデータ■′にＯが
掛けられて、加算器１３０Ｂ入力端子へ送られる。この
加算器１３は１×■′とＯ×■′を加算されて■′が出
力データとして出力される。
次のレー１〜ではリードライ１〜制御信号８３がＩｔ
１１１となるが他の制御信号Ｓ２ 、Ｓａが同じままで
あるため、同様にデータ■′が第２の乗算器１２へ、デ
ータ■′が第１の乗算器１１へ送られている。この際Ｕ
Ｐ係数は１／４．ＤＯＷＮ係数は３／４に変化している
ため、データ■′は第２の乗算器１２で３／４を掛けら
れ一方データ■′は第１の乗算器１１で１／４を掛けら
れて、加算器１３へ出力され、ここで加剪され（３■′
」−■′ ）／４を出力データとして出力する。
１１１となるが他の制御信号Ｓ２ 、Ｓａが同じままで
あるため、同様にデータ■′が第２の乗算器１２へ、デ
ータ■′が第１の乗算器１１へ送られている。この際Ｕ
Ｐ係数は１／４．ＤＯＷＮ係数は３／４に変化している
ため、データ■′は第２の乗算器１２で３／４を掛けら
れ一方データ■′は第１の乗算器１１で１／４を掛けら
れて、加算器１３へ出力され、ここで加剪され（３■′
」−■′ ）／４を出力データとして出力する。
さらに次のレートでは同様に第２のメモリ６からデータ
■′、第２のメモリ７からデータ■′が読み出されてお
り、かつＵＰ係数が２／４．ＤＯＷＮ係数が２／４に変
化して、加算器１３の出力は（２■′＋２■′）／４と
なる。
■′、第２のメモリ７からデータ■′が読み出されてお
り、かつＵＰ係数が２／４．ＤＯＷＮ係数が２／４に変
化して、加算器１３の出力は（２■′＋２■′）／４と
なる。
またさらに次のレートではＵＰ係数が３／４に、ＤＯＷ
Ｎ係数が１／４に変化して、加算器１３の出力は（■′
＋３■′）／４となる。
Ｎ係数が１／４に変化して、加算器１３の出力は（■′
＋３■′）／４となる。
同様に、次のデータ■′の取り込みサイクルの最初のレ
ートでは加算器１３の出力は■′２次のレートでは（３
■′＋２■’）／４．またさらに次のレートでは（■′
＋３■′）／４となる。
ートでは加算器１３の出力は■′２次のレートでは（３
■′＋２■’）／４．またさらに次のレートでは（■′
＋３■′）／４となる。
このようにして同じ場所に４回超音波ビームを照射した
場合、隣接する２個の真のデータを基に３個の補間デー
タを演算して求め、２個の真のデータ間に第３図（ａ）
、（ｂ）に示すようにその円弧方向へ配設して直線補間
データを発生することができる。このため、真のデータ
の間を複数の直線補間することにより、走査線の間がか
なり広くても画質の向上を図ることがいできる。
場合、隣接する２個の真のデータを基に３個の補間デー
タを演算して求め、２個の真のデータ間に第３図（ａ）
、（ｂ）に示すようにその円弧方向へ配設して直線補間
データを発生することができる。このため、真のデータ
の間を複数の直線補間することにより、走査線の間がか
なり広くても画質の向上を図ることがいできる。
以上、本発明の一実施例を詳述したが、本発明は上記実
施例ら限定されることなく、その要旨の範囲内で種々の
変形が可能である。例えば同じ場所にＮ回超音波ビーム
を照射した場合ＵＰ係数は０．１／Ｎ・ （Ｎ−１＞／
Ｎ、一方ＤＯＷＮ係数は１．（Ｎ−１）／Ｎ・・・１／
Ｎと変化し、隣接する真のデータ間を（Ｎ−１）本直線
補間することができる。
施例ら限定されることなく、その要旨の範囲内で種々の
変形が可能である。例えば同じ場所にＮ回超音波ビーム
を照射した場合ＵＰ係数は０．１／Ｎ・ （Ｎ−１＞／
Ｎ、一方ＤＯＷＮ係数は１．（Ｎ−１）／Ｎ・・・１／
Ｎと変化し、隣接する真のデータ間を（Ｎ−１）本直線
補間することができる。
［発明の効果］
以上詳述したように本発明によれば、同じ場所にＮ回超
音波ビームを照射してセクタ走査するモードによりＢモ
ード像と血流情報とを同時に表示する場合、隣接する真
のデータ間を（Ｎ−１）個の補間データで円弧上に直線
補間することによって画質の向上を図った血流イメージ
ング超音波診断装置を提供できる。
音波ビームを照射してセクタ走査するモードによりＢモ
ード像と血流情報とを同時に表示する場合、隣接する真
のデータ間を（Ｎ−１）個の補間データで円弧上に直線
補間することによって画質の向上を図った血流イメージ
ング超音波診断装置を提供できる。
第１図は本発明の一実施例を示すブロック図。
第２図は各制御信号と回路のタイミングチャート、第３
図（ａ ）は本発明の補間を示すビーム走査態様図、同
図（１））はその部分拡大図、第４図（ａ ）は従来の
補間を示すタイムチャート、同図（ｂ）はそのビーム走
査態様図である。 １．２．３．４・・・バッファ、 ５．６．７．８・・・メモリ（記憶手段）、９．１０・
・・マルチプレクサ（選択手段）、１１．１２・・・乗
算器（乗算手段）、１３・・・加算器（加算手段）、 １４・・・メモリ制御装置（記憶部制御手段）、１５・
・・係数制御手段（係数制御手段）。
図（ａ ）は本発明の補間を示すビーム走査態様図、同
図（１））はその部分拡大図、第４図（ａ ）は従来の
補間を示すタイムチャート、同図（ｂ）はそのビーム走
査態様図である。 １．２．３．４・・・バッファ、 ５．６．７．８・・・メモリ（記憶手段）、９．１０・
・・マルチプレクサ（選択手段）、１１．１２・・・乗
算器（乗算手段）、１３・・・加算器（加算手段）、 １４・・・メモリ制御装置（記憶部制御手段）、１５・
・・係数制御手段（係数制御手段）。
Claims (1)
- セクタ走査の血流情報データを記憶する複数の記憶手段
と、この複数の記憶手段の入出力を制御する記憶部制御
手段と、前記複数の記憶手段の出力を選択する選択手段
と、この選択手段により選択された出力に係数を掛ける
乗算手段と、この係数を変化させる係数制御手段と、前
記乗算手段の出力を加算する加算手段とを備え、同じ場
所にＮ回超音波ビームを照射させてセクタ走査を行う装
置において、前記データは前記超音波ビームの照射回数
Ｎレート毎に前記複数の記憶手段の１つに入力されかつ
他の記憶手段は少なくとも１回前と２回前に入力された
データをレート毎にＮ−１回繰り返し出力するよう前記
記憶部制御手段により制御され、出力されたこれらのデ
ータは前記選択手段により選択された後前記乗算手段に
より各レート毎に変化された係数が掛けられ、これらの
乗算されたデータが前記加算手段により加算され各レー
ト毎のＮ−１個の補間データを得、このＮ−１個の補間
データにより隣接する真のデータ間を円弧上にＮ−１点
の直線補間をすることを特徴とする血流イメージング超
音波診断装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP26735484A JPS61146239A (ja) | 1984-12-20 | 1984-12-20 | 血流イメ−ジング超音波診断装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP26735484A JPS61146239A (ja) | 1984-12-20 | 1984-12-20 | 血流イメ−ジング超音波診断装置 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS61146239A true JPS61146239A (ja) | 1986-07-03 |
Family
ID=17443650
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP26735484A Pending JPS61146239A (ja) | 1984-12-20 | 1984-12-20 | 血流イメ−ジング超音波診断装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS61146239A (ja) |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH02215446A (ja) * | 1989-02-17 | 1990-08-28 | Toshiba Corp | 超音波血流イメージング装置 |
| JPH02241443A (ja) * | 1989-03-15 | 1990-09-26 | Toshiba Corp | カラー超音波診断装置 |
-
1984
- 1984-12-20 JP JP26735484A patent/JPS61146239A/ja active Pending
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH02215446A (ja) * | 1989-02-17 | 1990-08-28 | Toshiba Corp | 超音波血流イメージング装置 |
| JPH02241443A (ja) * | 1989-03-15 | 1990-09-26 | Toshiba Corp | カラー超音波診断装置 |
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