JPS6274350A

JPS6274350A - 超音波診断装置

Info

Publication number: JPS6274350A
Application number: JP21494985A
Authority: JP
Inventors: 神田　良一
Original assignee: Toshiba Corp
Current assignee: Toshiba Corp
Priority date: 1985-09-30
Filing date: 1985-09-30
Publication date: 1987-04-06

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。

Description

【発明の詳細な説明】〔発明の技術分野〕本発明は被検体に向って送波した超音波の被検体よりの
反射波を基に被検体の超音波像を可視化して診断に供す
る超音波診断装置に関する。

〔発明の技術的背景とその問題点〕

第７図に超音波診断装置における表示系の基本的構成を
示す。１回の超音波送受波によって得られる超音波画像
情報すなわち超音波ビームの１次元情報は、ディジタル
信号に変換された後、インプットバッファ（ＩＢ）１又
は２に書き込まれる。

そして、当該超音波ビームの位置、方向に応じてメモリ
アドレスが発生され、フレームメモリ３上に超音波像が
形成される。形成された超音波像はアウトプットバッフ
ァ　（ＯＢ）４又は５を介してモニタ６に表示される。

ところで、第８図に示すように、超音波プローブ７より
超音波ビーム８を送波し、セクタスキャンによる情報収
集を行う場合、サンプル極座標格子より表示直交座標格
子への変換が必要となる。

この変換はサンプル点のデータをフレームメモリ３に書
き込むことによって行われるものであるが、この変換時
において、第９図に示すように、超音波ビームに一致す
るベクトル８ａ、３ｂによるエコー信号のサンプル点と
、フレームメモリ３における各ピクセルの中心との間に
位置すれを生ずることとなる。この位置ずれは距離方向
（被検体の深さ方向）及び方位方向に生ずるものである
が、表示画像の分解能においては距離方向のずれが特に
問題となる。例えば第１０図に示すような１次元像が並
んでいる場合を考えてみると、フレームメモリの水平方
向には同じ程度の明るさとして書き込まれなければなら
ないのに、第１１図より明らかなように、アドレス（Ｘ
ｚ、Ｙｚ）においてはサンプル点Ｓｌの低レベル情報が
書き込まれ、また、アドレス（Ｘ４　、Ｙ２）において
はサンプル点Ｓ２の高レベル情報が書き込まれることに
なる。この結果、表示画像上、非常に明るい部分と非常
に暗い部分との段差を生ずることになる。

〔発明の目的〕

本発明は上記事情に鑑みて成されたものであり、その目
的とするところは、サンプル極座標格子より表示直交座
標格子への変換時における位置ずれを低減し、被検体の
超音波像を忠実に表示することにより、分解能に優れた
超音波像を得ることができる超音波診断装置を堤供する
ことにある。

〔発明の（概要］上記目的を達成するための本発明の概要は、超音波プロ
ーブより放出される超音波ビームの指向性の方向を制御
しつつ被検体に超音波を送波し、且つ、被検体よりのエ
コー信号をサンプルしてフレームメモリ上に被検体の超
音波像を形成すると共に、この超音波像を可視化して診
断に供する超音波診断装置において、前記フレームメモ
リのビクセル幅よりも短い間隔でサンプルしたエコーデ
ータを記憶するインプットバッファと、前記超音波プロ
ーブの仮想中心点から前記フレームメモリの各ヒフセル
中心までの距離に対応するサンプル点のデータを、前記
インプットバッファより読み出すバッファ制御手段とを
具備することを特徴とするものである。

〔発明の実施例〕

以下、本発明を実施例により説明する。

ここで、先ず、本発明の原理について説明する。

第４図乃至第６図は本発明の原理を従来装置との関係で
説明するための説明図である。

既述したように、表示画像上の段差は、サンプル極座標
格子より表示直交座標格子への変換時に生ずる位置ずれ
に起因するものであるが、この位置ずれは、超音波プロ
ーブの仮想中心点を基準とした場合、フレームメモリの
書き込み点と等しい距離におけるサンプル点が存在しな
いために生ずるものと考えられる。

一方、サンプル間隔を従来よりも短かくすることにより
サンプル点を増加すれば、フレームメモリの書き込み点
と等しい放射状に延びたビームの中心点からの距離にお
けるサンプル点が存在するはずである。例えば、第４図
に示すように、従来装置において１ピクセル（Ｐｉｘ）
毎に５１２個サンプルしていたのに対して、第５図に示
すように、フレームメモリの１／１０ピクセル幅で５１
２×（８〜１６）個サンプルすれば、第６図に示すよう
に、従来のサンプル点Ｓ＋　、Ｓｚ　、Ｓ３の間にそれ
ぞれ９個の新たなサンプル点が存在することになる。

従って、超音波プローブ位置（仮想中心点）を基準とし
て各ピクセルの中心Ｐ０までの距離と等しい距離におけ
るサンプル点を、前記５１２×（８〜１６）個のサンプ
ル点より抽出し、このサンプル点のデータをフレームメ
モリの該当するビクセルアドレスに書き込むことで、前
記位置ずれを低減することが可能となる。

次に、上記の原理に則った本発明の一実施例について説
明する。

第１ＦＪは本発明の一実施例たる超音波診断装置の主要
部を示すブロック図である。同図において、１１はイン
プットバッファ群であり、インプットバッファ１２．１
３．１４を有して成る。このインフットバッファ群１１
には、図示してない八〇Ｃ（アナログ・ディジタル・コ
ンバータ）よりのディジタル信号（エコーデータ）がデ
ータバスを介して転送されるようになっている。

ここに、前記インプットバッファ群１１に書き込まれる
エコーデータはフレームメモリ　（ＦＭ）１７のピクセ
ル幅よりも短かい間隔でサンプルされたエコーデータで
ある。例えば上記原理において説明したように、フレー
ムメモリ１７の１７１０ビクセル幅で５１２Ｘ（８〜１
６）個サンプルされたものが書き込まれることになる。

１５は前記インプットバッファ群１１の記憶内容中より
、前記フレームメモリ１７に書き込むデータを抽出する
バッファ制御手段、１６は前記フレームメモリ１７の書
き込みアドレスを発生するＦＭアドレス発生部である。

このＦＭ子アドレス発生１６には角度を示す数値ΔＸ、
ΔＹが入力されるようになっている。入力されたΔＸ、
ΔＹを基に発生されたアドレスの整数部ｘ、ｙは前記フ
レームメモリ１７にその書き込みアドレスとして入力さ
れ、また、小数部ｘＩＩ＋）’Ｂは前記ΔＸ。

ΔＹと共に前記バッファ制御手段１５に入力されるよう
になっている。

次に、前記バッファ制御手段１５の構成について説明す
る。

バッファ制御手段１５は、ＲＯＭ　（リード・オンリ・
メモリ）１８と、ＩＢ子アドレス発生１９と、このＩＢ
子アドレス発生１９の出力ｒと前記ＲＯＭ１８の出力ｒ
、との加算処理を行う加算部２０とを有して構成されて
いる。

前記ＲＯＭ１８より出力されるｒａ　　（関数出力）は
次式によって演算されたものに等しい。

ただし、 ΔＹまた、前記ＩＢアドレス発生部１９より出力されるｒは
、−インクリメント値Δｒを「１０」とすることにより
、前記フレームメモリ１７へのデータの書き込みが行わ
れる毎に＋１０されるようになっている。

以上構成において、図示しない超音波プローブより送波
された超音波の被検体よりの反射信号（エコー信号）は
、ＡＤＣによりディジタル信号に変換された後、インブ
ソトバ・ソファ群１１に記憶される。超音波ビームのス
キャン方式としてはセクタスキャンあるいはコンベック
ススキャンなどが考えられるが、いずれにしてもエコー
信号のサンプルはフレームメモリ１７のビクセル幅より
も短かい間隔例えばフレームメモリ１７の１／１０ピク
セル幅で行われることになる。そして、インプットバッ
ファ群１１内のデータはバ・ソファ制御手段１５の読み
出し制御により、超音波プローブの仮想中心点からフレ
ームメモリ１７の各ピクセル中心までの距離に対応する
サンプル点のデータが読み出され、読み出されたデータ
はＦＭ子アドレス発生１６よりのアドレスｘ、　　ｙ　
（整数部）により該当するピクセルアドレスに書き込ま
れる。

ここで、前記インプットバッファ群１１よりのデータの
読み出しについて第２図をも参照しながら説明する。

第２図は木実施例装置のバッファ制御手段におけるアド
レス演算の原理説明図である。

第２図におけるサンプル点Ｓ＋、Ｓｚは従来装置と同様
、フレームメモリ１７の１ビクセル毎のサンプル点であ
り、また、サンプル点Ｓ１．Ｓ２間の複数のサンプル点
はサンプル幅を短か（することにより新たに増加したサ
ンプル点である。

インプットバッファ１２．１３．１４のアドレスのイン
クリメント値Δｒの入力により、ＩＢ子アドレス発生１
９よりｒが出力されるが、このｒは仮のアドレスであり
、フレームメモリ１７の１ピクセル毎のサンプル点（第
２図ではＳ、、Ｓ２）に相当するものである。ＦＭ子ア
ドレス発生１６よりｘＩｌ＋ｙＢ（小数部）が入力され
ると、前（１）弐による演算結果としてのｒ８がＲＯＭ
１８より出力される。ｒ、は第２図より明らかなように
、サンプル点Ｓ１からの距離を表すものである。従って
、加算部２０の出力ｒ′は、超音波プローブの仮想中心
点からサンプル点Ｓ０までの距離を表し、その値は仮想
中心点からフレームメモリ１７のピクセルの中心Ｐ。ま
での距離に等しい。この結果、加算部２０の出力ｒ′に
よりインプットバッファ群１１より読み出されたデータ
（サンプル点Ｓ。

のデータ）をフレームメモリ１７に書き込むことにより
超音波像を構成した場合、従来装置のように、サンプル
極座標格子より表示直交座標格子への変換時における位
置すれという問題は生じ得ない。それ故、フレームメモ
リ１７の記憶内容をＤＡＣ（ディジタル・アナログ・コ
ンバータ）によりアナログ信号に変換した後、図示しな
い表示手段に表示した場合、可視化された超音波像は、
表示画面上、非常に明るい部分と非常に暗い部分との段
差を生ずることがなく、分解能に優れたものとなる。

以上、本発明の一実施例について説明したが、本発明は
上記実施例に限定されるものではなく、本発明の要旨の
範囲内で適宜に変形実施が可能であるのはいうまでもな
い。

例えば、上記実施例のバッファ制御手段１５においては
、θを示す値としてΔＸ、Δｙを各ベクトル毎に設定し
、インクリメント値Δｒを「１０」（各ベクトル共通）
としたが、Δｒを各ベクトル毎に可変し、その代りΔｙ
を「１」一定とするようにしても良い。すなわち、各ベ
クトル毎に可変されるインクリメント値ΔｒをＩＢ子ア
ドレス発生１９により累積加算してｒを得る。このｒは
第３図において、仮想中心点よりサンプル点Ｓ１までの
距離に等しい。そしてＦＭ子アドレス発生１６より出力
されるｘｌｌの入力により、次式で表わされるｒ、を得
る。

ｒＢ　＝ｘＢ　　・ｓｉｎ　　（θ。）・・・・・・（
３）ただし、 θ。−ｔａｎ−’ΔＸ　　　　　　　・・・・・・（４
）前（３）式によるｒ、はＲＯＭ１８の関数出力として
得ることができる。得られたｒｌｌと［Ｂアドレス発生
部１９の出力Δｒとの加算値ｒ′を加算部２０により算
出する。このｒ′は、上記実施例と同様に、超音波プロ
ーブの仮想中心点からサンプル点Ｓ０までの距離を表し
、その値は仮想中心点からフレームメモリ１７のピクセ
ルの中心Ｐ。までの距離に等しい。尚、ＦＭ子アドレス
発生１６に入力されるΔＹを「１」一定としたことによ
り、その出力ｙｇ　　（小数部）は「０」となる。

このようにしても、上記実施例と同様の効果を奏するこ
とができる。

また、前（１１，（３）式によるｒ６はＲＯＭ１Ｂの関
数出力として得るのが装置の構成上有利であるが、前（
１１，（３１式による演算処理をＣＰＵ　（中央処理装
置）あるいはその他の演算手段により実行させ、算出す
ることも当然可能である。

〔発明の効果〕

以上詳述したように本発明によれば、サンプル極座標格
子より表示直交座標格子への変換時における位置ずれを
低減し、被検体の超音波像を忠実に表示することができ
、分解能に優れた超音波像を得ることができる超音波診
断装置を提供することができる。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明の一実施例たる超音波診断装置の主要部
を示すブロック図、第２図は本実施例装置のバ・７フア
制御手段におけるアドレス演算の原理説明図、第３図は
本発明の変形例におけるアドレス演算の原理説明図、第
４図乃至第６図は本発明の原理を従来装置との関係で説
明するための説明図、第７図は超音波診断装置における
表示系の基本的構成を示すブロック図、第８図は超音波
プローブよりの超音波ビームの送波を示す説明図、第９
図は従来装置においてサンプル極座標格子より表示直交
座標格子への変換を説明するための説明図、第１０図及
び第１１図は従来装置において表示画像上に段差の生ず
る原因を説明するための説明図である。７・・・超音波プローブ、８・・・超音波ビーム、１２
．１３．１４・・・インプットバッファ、１５・・・バ
ッファ制御手段、１７・・・フレームメモリ。代理人　弁理士　則　近　憲　佑同　　大胡典夫、５−７２４症コ一一一一１．−−−ノ基薗４失メモリのメＰｉｘ福６’／２Ｘ（ゲ〜１ｔｂ）Ａ固第１０図一生肩刈　　Ｘ２　　Ｘ３　　Ｘ４

Claims

【特許請求の範囲】

超音波プローブより放出される超音波ビームの指向性の
方向を制御しつつ被検体に超音波を送波し、且つ、被検
体よりのエコー信号をサンプルしてフレームメモリ上に
被検体の超音波像を形成すると共に、この超音波像を可
視化して診断に供する超音波診断装置において、前記フ
レームメモリのピクセル幅よりも短い間隔でサンプルし
たエコーデータを記憶するインプットバッファと、前記
超音波プローブの仮想中心点から前記フレームメモリの
各ピクセル中心までの距離に対応するサンプル点のデー
タを、前記インプットバッファより読み出すバッファ制
御手段とを具備することを特徴とする超音波診断装置。