JP3665405B2

JP3665405B2 - Ultrasonic diagnostic equipment

Info

Publication number: JP3665405B2
Application number: JP02266396A
Authority: JP
Inventors: 武史佐藤
Original assignee: Toshiba Corp
Current assignee: Toshiba Corp
Priority date: 1996-02-08
Filing date: 1996-02-08
Publication date: 2005-06-29
Anticipated expiration: 2016-02-08
Also published as: JPH09215692A

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、被検体の断面を超音波で走査して２次元画像データを得る超音波診断装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
近年、超音波診断装置において、血流からの散乱エコーのパワーの２次元分布をフレーム間で加算平均してＳ／Ｎを向上し、微細な血流を表示しようとする試みがなされている。この試みは、Color Angio 、Ultrasound Angio、Doppler Power Imaging ，Color Doppler Energy 、Power Doppler 等様々な名称で呼ばれている。ここではカラーアンギオ(Color Angio) と呼ぶことにする。
【０００３】
最近では、カラーアンギオ画像をトポグラフィで表現する試みもなされている。トポグラフィとは、もともと地形学領域から派生した言葉で、山脈の高度や勾配に応じて陰影を付け、山脈の走行や起伏の状態を鳥観図のように表現する地形図作製法のことをいう。山脈を血管に置き換えて、血管の右側か左側のいずれかに陰影を付けて表示する。このカラーアンギオ画像のトポグラフィ表示法の具体的な処理については、“超音波パワードプラモードにおける血管走行のトポグラフィ表示法”（日本超音波医学会発行、Jpn J Med Ultrasonics Vol.22 No.7(1995) で述べられている。このトポグラフィの処理方法は、パワーの２次元分布を、Ｐ（ｘ，ｙ）として表して次のようになされる。
（１）まず、Ｐ（ｘ，ｙ）のｘ方向に対する微分Ｐｘ’（ｘ，ｙ）を求める。
（２）次のルール
Ｐ（ｘ，ｙ）＝０ for Ｐｘ’（ｘ，ｙ）＜０
Ｐ（ｘ，ｙ）＝Ｐ（ｘ，ｙ）＋Ｃ others
に従って、新しいＰ（ｘ，ｙ）を求める。
（３）新しいＰ（ｘ，ｙ）に対応して色付けを行う。
このような非線形のトポグラフィ処理方法は回路構成を複雑化し、処理速度を遅らせてしまう。
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】
本発明の目的は、簡便な構成で血管等をトポグラフィで表現することを可能にする超音波診断装置を提供することである。
【０００５】
【課題を解決するための手段】
本発明による超音波診断装置は、被検体の断面を超音波で走査して得られる信号に基づいて血流に関するドプラ信号のパワーの２次元分布を生成処理する処理部と、前記パワーの２次元分布に対して、超音波軸方向と方位方向との２次元に関するトポグラフィ変換処理を構成する前記超音波軸方向の１次元フィルタ処理を施す軸方向フィルタと、前記２次元分布に対して、前記トポグラフィ変換処理を構成する前記方位方向の１次元フィルタ処理を、前記２次元分布を前記方位方向について補間する補間処理とともに施す方位方向フィルタと、前記軸方向フィルタ及び前記方位方向フィルタによる処理を施された２次元分布を表示するモニタとを具備する。
【００１１】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の好ましい実施の形態を図面を参照して説明する。
（第１実施の形態）
図１は第１実施の形態に係る超音波診断装置のブロック図である。本実施の形態に係る超音波診断装置は、システムコントローラ１をシステム全体の制御中枢とする。システムコントローラ１には操作スイッチ（ＳＷ）８が接続されここから各種情報、命令が入力されるようになっている。
【００１２】
プローブ２は、電気／機械変換器としての複数の圧電振動子を有する。複数の圧電振動子は１列に配列される。プローブ２には送信系３と受信系４とが接続される。送信系３は、パルス発生器３Ａ、送信遅延回路３Ｂ、パルサ３Ｃとを有する。パルス発生器３Ａは例えば６ＫＨｚのレート周波数でレートパルスを発生する。このレートパルスはチャンネル数分に分配され、送信遅延回路３Ｂに送られる。送信遅延回路３Ｂは、超音波をビーム状に集束し且つ送信指向性を与えるための遅延時間を各レートパルスに与える。パルサ３Ｃは、送信遅延回路３Ｂからレートパルスを受けたタイミングでプローブ２に電圧パルスを印加する。これによりプローブ２から超音波パルスが被検体内に送信される。
【００１３】
被検体内の音響インピーダンスの不連続面で反射した反射波はプローブ２で受信される。プローブ２からの受信信号は、受信系４に取り込まれる。受信系４は、プリアンプ４Ａ、受信遅延回路４Ｂ、加算器４Ｃを有する。受信信号は、チャンネル毎にプリアンプ４Ａで増幅され、受信遅延回路４Ｂにより受信指向性を与えるための遅延時間を与えられ、そして加算器４Ｃで加算される。これにより受信指向性に応じた方向からの反射波が強調された反射信号が得られる。この送信指向性と受信指向性とにより超音波送受信の総合的な指向性が決定され、この総合的な指向性による超音波送受信の伝搬経路を、“超音波走査線”と称する。なお、一般的には送信指向性と受信指向性は一致され、往路と復路とは一致する。
【００１４】
スキャンコントローラ９は、被検体の断面を超音波で繰り返しスキャンするために送信系３、受信系４を制御する。
受信系４から出力される反射信号は、カラーフローマッピング（ＣＦＭ）処理系６に送られる。ＣＦＭ処理系６は、位相検波回路６Ａ、アナログディジタルコンバータ（Ａ／Ｄ）６Ｂ、ＭＴＩフィルタ６Ｃ、自己相関器６Ｄ、演算部６Ｅ、パワー算出部６Ｆ、フレーム間フィルタ６Ｇから構成される。
【００１５】
位相検波回路６Ａは、図示しないが、基準信号発生器、９０°移相器、２系統のミキサ、２系統のローパスフィルタとを有する。一方のミキサは、受信系４からの反射信号に、基準信号発生器からの基本周波数ｆ0 （例えばｆ0 ＝３．５ＭＨｚ）の基準信号をかけあわせる。他方のミキサは、受信系４からの反射信号に、基準信号発生器から９０°移相器を介して９０°移相した基準信号をかけあわせる。ミキサの出力信号には高調波成分が含まれている。この高調波成分は、ローパスフィルタで除去される。これにより、ドプラ効果により周波数偏移を受けた偏移周波数でビートするドプラ信号が抽出される。
【００１６】
ドプラ信号は、アナログディジタルコンバータ６Ｂにより、ラスタ上の例えば０．５ｍｍ間隔で離散されディジタル信号に変換される。ＭＴＩフィルタ６Ｃは、アナログディジタルコンバータ６Ｂからのドプラ信号から心筋などの運動速度の遅い反射体からの比較的低周波のクラッタ成分を除去し、比較的高周波の血流成分を抽出する。
【００１７】
ＭＴＩフィルタ６Ｃで抽出された血流のドプラ信号は、自己相関器６Ｄと、パワー算出部６Ｆとにそれぞれ供給される。
自己相関器６Ｄは、現在のフレームの血流のドプラ信号と１フレーム前の血流のドプラ信号との複素共役をとることにより、サンプル点毎に自己相関値を得る。この自己相関結果を表す信号は、演算部６Ｅに送られる。演算部６Ｅは、自己相関信号に基づいてサンプル点毎に血流の平均速度及び分散を演算し、平均速度、分散の２次元分布データ（２次元画像データ）を作成する。
【００１８】
パワー算出部６Ｆは、ＭＴＩフィルタ６Ｃで抽出された血流のドプラ信号に基づいて、血流からの散乱エコーのパワーの２次元分布を算出する。具体的には、実数部としてのドプラ信号と虚数部としてのドプラ信号とを二乗加算することにより、超音波の波長より小さい反射体（血球）による散乱エコーの強さを表すパワーの２次元分布を算出する。
【００１９】
フレーム間フィルタ６Ｇは、パワー算出部６Ｆで算出されたパワーの２次元分布データをフレーム間で加算平均することにより、Ｓ／Ｎが向上され、微細な血流をも表現されるカラーアンギオ画像データ（２次元画像データ）が作成される。
【００２０】
なお、２次元画像データとは、平均速度の２次元画像データ、分散の２次元画像データ、平均速度と分散とが組み合わされた２次元画像データ、カラーアンギオ画像データのいずれかとして定義されるが、カラーアンギオ画像データが最も好ましく、ここでは２次元画像データはカラーアンギオ画像データであるとして説明する。
【００２１】
ディジタルスキャンコンバータ（ＤＳＣ）７Ａは、方位方向の補間を行い、各点のデータを並び変えて、演算部６Ｅやフレーム間フィルタ部６Ｇからの２次元画像データをビデオ信号に変換する。なお、ここではディジタルスキャンコンバータ７Ａは、２次元画像データをインターレーススキャンで周波数すものとする。
【００２２】
本実施の形態では、ディジタルスキャンコンバータ７Ａで変換された２次元画像データを、血管の左側（又は左側）のエッジが強調（明るく）され、血管の右側（又は右側）のエッジが減衰（暗く）されるトポグラフィ画像に変換することを、線形な２次元フィルタ７Ｅで実現する。
【００２３】
カラー処理回路７Ｂは、２次元フィルタ７Ｅによるトポグラフィ画像データを例えばＲＧＢ方式のカラービデオ信号に変換する。このカラービデオ信号は、ディジタルアナログコンバータ７Ｃを介してカラーモニタ７Ｄにカラー画像として表示される。
【００２４】
なお、図１において、２次元フィルタ７Ｅ以外の構成は、従来のカラーアンギオ対応の超音波診断装置の構成がそのまま流用され、本実施の形態による超音波診断装置は、従来のカラーアンギオ対応の超音波診断装置の構成に、２次元フィルタ７Ｅがディジタルスキャンコンバータ７Ａとカラー処理回路７Ｂとの間に追加された構成であるとして理解されたい。
【００２５】
２次元フィルタ７Ｅは、原画像のｍ×５（ピクセル）の局所領域に対して血管の片側のエッジ強調を行う２次元フィルタを実現している。２次元フィルタ７Ｅのフィルタ行列の水平方向のフィルタ幅ｍは、表示の超音波走査線の間隔（ピクセル）に応じて適当に調整されるべきである。超音波走査線の間隔が、２ピクセルであれば、ｍ＝５が適当であると言える。ｍ＝５であれば、５×５のフィルタ行列が適用される。また、垂直方向のフィルタ幅は、“５ピクセル”で固定しているが、これも表示倍率に応じて調整することが好ましいケースもある。
（１）式は、５×５のフィルタ行列を示している。
【００２６】
【数１】

【００２７】
この（１）式のフィルタ行列は、血管の左側のエッジを強調し（明るくし）、血管の右側のエッジを減衰（暗く）するというフィルタ特性を有し、従来の非線形のトポグラフィに非常に近似的な表現を、線形処理で実現することを可能とするものである。なお、このフィルタ特性を逆に、血管の右側のエッジを強調し（明るくし）、血管の左側のエッジを減衰（暗く）するのであれば、（１）式のフィルタ行列の第１列と第５列の極性をそれぞれ反転させればよい。
【００２８】
図２は、ディジタルスキャンコンバータ７Ａからインターレーススキャンで２次元画像データが出力される場合に対応する２次元フィルタ７Ｅの一構成例である。２次元フィルタ７Ｅは、上記フィルタ特性を実現するように、複数の１Ｈ遅延器と、１フィールド遅延器と、 n/2クロック遅延器と、ｎクロック遅延器と、-1乗算器と、加算器とが組み合わされて構成される。１Ｈ遅延器は、１水平線分のデータを蓄積できるＦＩＦＯメモリ（先入れ先出しメモリ）であり、１水平走査期間だけデータを遅延させる。１フィールド遅延器は、１フィールド分のデータを蓄積できるＦＩＦＯメモリであり、１フィールド期間だけデータを遅延させる。ｎクロック遅延器は、ＴＶのピクセルクロックでｎクロック分のデータを蓄積できるＦＩＦＯメモリであり、ｎクロック期間だけデータを遅延させる。 n/2クロック遅延器は、ＴＶのピクセルクロックでｎ／２クロック分のデータを蓄積できるＦＩＦＯメモリであり、ｎ／２クロック期間だけデータを遅延させる。-1乗算器は、原データに乗算係数“−１”を乗算する。なお、ｎは前述した水平方向フィルタ幅ｍに対して、ｎ＝ｍ−１の値を取る。
【００２９】
図２の構成によると、加算器では、フィルタ行列の中心ピクセルのデータｋに対して、中心ピクセルの位置から水平方向に沿って左側にｎ／２だけ離間したピクセル及びそのピクセルに対して上下に隣り合う４つのピクセルのデータａ〜ｅが加算され、中心ピクセルの位置から水平方向に沿って右側にｎ／２だけ離間したピクセル及びそのピクセルに対して上下に隣り合う４つのピクセルのデータｆ〜ｊが減算される。
【００３０】
このように本実施の形態によれば、ＴＶ走査方式に対応した汎用形の簡便な２次元フィルタでトポグラフィ変換を実現できる。
（第２実施の形態）
図３は第２実施の形態に係る超音波診断装置のブロック図である。図４は図３のディジタルスキャンコンバータ７Ａ’の一構成例を示すブロック図である。なお、図３において図１と同じ部分には同じ符号を付して説明は省略する。
【００３１】
第１の実施の形態は、トポグラフィ変換処理を２次元フィルタで実現していたが、第２の実施の形態では、同様のトポグラフィ変換処理を２段に連結された１次元フィルタで実現するものである。
【００３２】
トポグラフィ変換処理を実現する２段の１次元フィルタは、ディジタルスキャンコンバータ７Ａ’に組み込まれる。２段の１次元フィルタの一方は、図４の軸方向フィルタａであり、他方は、図４の方位方向フィルタｃである。
本実施の形態で用いられる２次元フィルタ行列を、（２）式に示す。
【００３３】
【数２】

【００３４】
この（２）式の２次元フィルタ行列は、第１の実施の形態の（１）式に近似的であり、（１）式と同様に、血管の左側のエッジを強調し（明るくし）、血管の右側のエッジを減衰（暗く）するというフィルタ特性を有している。
（２）式は、（３）式と（４）式の畳み込み積分の形に分解できる。
【００３５】
【数３】

【００３６】
（３）式は、超音波の軸方向のスムージング用の１次元フィルタ行列（第１の１次元フィルタ行列）であり、（４）式は、方位方向に沿って微分処理と原信号加算処理とを実現するための１次元フィルタ行列（第２の１次元フィルタ行列）である。
【００３７】
軸方向フィルタａは、第１の１次元フィルタ行列に対応し、方位方向フィルタｃは、第２の１次元フィルタ行列に対応する。軸方向フィルタａと方位方向フィルタｃとを通過することにより、２次元画像データはトポグラフィ画像データに変換される。
【００３８】
軸方向フィルタａは、第１のフィルタ関数に従って、超音波の軸方向に沿って隣り合うｎ個のサンプル点のサンプルデータを平均化するスムージング処理を実現するように、１サンプリング周期だけサンプルデータを遅延させる複数のＺ^-1遅延器と、複数のＺ^-1遅延器から同期して出力されるピクセルデータを加算する加算器と、加算結果に１／ｎを乗算する乗算器とが組み合わされて非再帰形フィルタとして構成される。
【００３９】
入力バッファｂは、図５に示すように同一深度の隣接する４つのサンプル点のサンプルデータｄ1 〜ｄ4 を同期して方位方向フィルタｃに供給するように、入・出力段のマルチプレクサＭＵＸと、入力バッファＩＢ1 〜ＩＢ5 とから構成される。
【００４０】
方位方向フィルタｃは、第２のフィルタ関数（図６（ｂ）参照）に従って、方位方向に沿って微分処理と原信号加算処理とを行うように、４つの乗算器と加算器とから構成される。
【００４１】
このように２段の１次元フィルタでも第１の実施の形態と同様の効果が得られる。つまり、軸方向フィルタａが扱う第１のフィルタ関数と、方位方向フィルタｃが扱う第２のフィルタ関数とを畳み込んで得られるフィルタ関数に従って２次元画像データをフィルタ処理すると、（２）式の２次元フィルタを通過させたと同様に、血管の片側のエッジが強調されるトポグラフィ変換が実現される。
【００４２】
本実施の形態ではさらに次のような特徴を有する。
ディジタルスキャンコンバータでは粗い走査線間隔を埋めるために方位方向に沿って補間を行う１次元フィルタが装備されている。この補間のための１次元フィルタは、方位方向フィルタｃと同じ構成で実現されている。補間のための１次元フィルタでは、乗算器それぞれの乗算係数は、例えば
ａ1 ＝０
ａ2 ＝ΔＬ／Ｌ
ａ3 ＝１−ａ2
ａ4 ＝０
に設定される。なお、図５に示すように、Ｌは超音波走査線間隔、ΔＬは補間される点ｘとｄ3 との距離を表している。
【００４３】
乗算器それぞれの乗算係数を適当に設定することにより、補間のための１次元フィルタ処理と、方位方向の微分処理及び原信号加算処理のためのするための１次元フィルタ処理とを、方位方向フィルタｃで一度に処理することが可能となる。
【００４４】
図６（ａ）に補間関数を表し、図６（ｂ）に方位方向の微分処理及び原信号加算処理のためのフィルタ関数を表し、図６（ｃ）に補間関数と方位方向の微分処理及び原信号加算処理のためのフィルタ関数とを畳み込んだフィルタ関数を表している。図６（ｃ）のフィルタ関数に従って方位方向フィルタｃが機能すると、補間処理と、方位方向の微分処理及び原信号加算処理を一度に実行できる。図６（ｃ）のフィルタ関数に対応するフィルタ行列を（５）式に示す。
【００４５】
【数４】

【００４６】
本実施の形態では、２段の１次元フィルタにより第１の実施の形態と同様に、血管の片側のエッジが強調されるトポグラフィ変換が実現される。また、従来の超音波診断装置に装備されていた補間用の１次元フィルタに、トポグラフィ変換のための２段の１次元フィルタの一方で行われるべき微分処理及び原信号加算処理を加えることができ、したがって従来の超音波診断装置からの転用が容易になる。
本発明は上述した実施の形態に限定されることなく種々変形して実施可能である。
【００４７】
【発明の効果】
本発明によれば、従来、非線形処理により行われていた血管の片側のエッジだけ強調するトポグラフィ変換処理を、汎用的な２段の１次元フィルタにより線形処理として実現できる。さらに本発明によれば、２段の１次元フィルタの一方で補間処理を兼用させることができる。換言すると、従来からある補間用の１次元フィルタを、トポグラフィのための２段の１次元フィルタの一方に流用することができ、従来の超音波診断装置を簡便にトポグラフィ対応に改良できる。
【図面の簡単な説明】
【図１】第１の実施の形態による超音波診断装置のブロック図。
【図２】図１の２次元フィルタの一構成例を示すブロック図。
【図３】第２の実施の形態による超音波診断装置のブロック図。
【図４】図３のディジタルスキャンコンバータの一構成例を示すブロック図。
【図５】補間処理の説明図。
【図６】図４の方位方向フィルタで扱うフィルタ関数の説明図。
【符号の説明】
１…システムコントローラ、
２…プローブ、
３…送信系、
４…受信系、
６…カラーフローマッピング処理系、
７Ａ…ディジタルスキャンコンバータ、
７Ｂ…カラー処理回路、
７Ｃ…ディジタルアナログコンバータ、
７Ｄ…カラーモニタ、
７Ｅ…２次元フィルタ、
８…操作スイッチ、
９…スキャンコントローラ。[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to an ultrasonic diagnostic apparatus that obtains two-dimensional image data by scanning a cross section of a subject with ultrasonic waves.
[0002]
[Prior art]
In recent years, in an ultrasonic diagnostic apparatus, an attempt is made to display a fine blood flow by adding and averaging the two-dimensional distribution of the power of scattered echoes from the blood flow between frames to improve S / N. This attempt is called by various names such as Color Angio, Ultrasound Angio, Doppler Power Imaging, Color Doppler Energy, and Power Doppler. Here we call it Color Angio.
[0003]
Recently, an attempt has been made to express a color angio image with topography. Topography is a term originally derived from the topographical domain, and refers to a topographic map creation method that shades the mountain according to the altitude and gradient of the mountain range and expresses the running and undulations of the mountain range like a bird's-eye view. Replace the mountain range with a blood vessel, and display the shadow on either the right or left side of the blood vessel. For the specific processing of the topography display method of this color angio image, see “Topography display method of blood vessel running in ultrasonic power Doppler mode” (published by the Japanese Society of Ultrasound Medicine, Jpn J Med Ultrasonics Vol.22 No.7 (1995 In this topography processing method, the two-dimensional distribution of power is expressed as P (x, y) as follows.
(1) First, a differential Px ′ (x, y) with respect to the x direction of P (x, y) is obtained.
(2) Next rule P (x, y) = 0 for Px ′ (x, y) <0
P (x, y) = P (x, y) + C others
To obtain a new P (x, y).
(3) Coloring is performed corresponding to new P (x, y).
Such a nonlinear topography processing method complicates the circuit configuration and delays the processing speed.
[0004]
[Problems to be solved by the invention]
An object of the present invention is to provide an ultrasonic diagnostic apparatus capable of expressing blood vessels and the like with topography with a simple configuration.
[0005]
[Means for Solving the Problems]
An ultrasonic diagnostic apparatus according to the present invention includes a processing unit that generates and processes a two-dimensional distribution of power of a Doppler signal related to blood flow based on a signal obtained by scanning a cross section of a subject with ultrasonic waves, and the two-dimensional power. An axial filter that performs a one-dimensional filter process in the ultrasonic axis direction that constitutes a two-dimensional topographic conversion process in the ultrasonic axis direction and the azimuth direction for the distribution, and the topography for the two-dimensional distribution The azimuth direction filter which performs the one-dimensional filter processing of the azimuth direction constituting the conversion processing together with the interpolation processing for interpolating the two-dimensional distribution with respect to the azimuth direction, and the processing by the axial direction filter and the azimuth direction filter are performed And a monitor for displaying a two-dimensional distribution .
[0011]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
Hereinafter, preferred embodiments of the present invention will be described with reference to the drawings.
(First embodiment)
FIG. 1 is a block diagram of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the first embodiment. The ultrasonic diagnostic apparatus according to the present embodiment uses the system controller 1 as a control center of the entire system. An operation switch (SW) 8 is connected to the system controller 1 from which various information and commands are input.
[0012]
The probe 2 has a plurality of piezoelectric vibrators as electrical / mechanical converters. The plurality of piezoelectric vibrators are arranged in one row. A transmission system 3 and a reception system 4 are connected to the probe 2. The transmission system 3 includes a pulse generator 3A, a transmission delay circuit 3B, and a pulsar 3C. The pulse generator 3A generates a rate pulse at a rate frequency of 6 KHz, for example. This rate pulse is distributed to the number of channels and sent to the transmission delay circuit 3B. The transmission delay circuit 3B provides each rate pulse with a delay time for converging the ultrasonic wave into a beam and providing transmission directivity. The pulser 3C applies a voltage pulse to the probe 2 at the timing when the rate pulse is received from the transmission delay circuit 3B. Thereby, an ultrasonic pulse is transmitted from the probe 2 into the subject.
[0013]
The reflected wave reflected by the discontinuous surface of the acoustic impedance in the subject is received by the probe 2. A reception signal from the probe 2 is taken into the reception system 4. The reception system 4 includes a preamplifier 4A, a reception delay circuit 4B, and an adder 4C. The reception signal is amplified for each channel by the preamplifier 4A, given a delay time for giving reception directivity by the reception delay circuit 4B, and added by the adder 4C. Thereby, a reflected signal in which the reflected wave from the direction corresponding to the reception directivity is emphasized is obtained. The overall directivity of ultrasonic transmission / reception is determined by the transmission directivity and the reception directivity, and the propagation path of ultrasonic transmission / reception based on this comprehensive directivity is referred to as “ultrasonic scanning line”. In general, the transmission directivity and the reception directivity are the same, and the forward path and the return path are the same.
[0014]
The scan controller 9 controls the transmission system 3 and the reception system 4 in order to repeatedly scan the cross section of the subject with ultrasonic waves.
The reflected signal output from the receiving system 4 is sent to the color flow mapping (CFM) processing system 6. The CFM processing system 6 includes a phase detection circuit 6A, an analog / digital converter (A / D) 6B, an MTI filter 6C, an autocorrelator 6D, a calculation unit 6E, a power calculation unit 6F, and an interframe filter 6G.
[0015]
Although not shown, the phase detection circuit 6A includes a reference signal generator, a 90 ° phase shifter, two systems of mixers, and two systems of low-pass filters. One mixer multiplies the reflected signal from the receiving system 4 with the reference signal of the fundamental frequency f0 (for example, f0 = 3.5 MHz) from the reference signal generator. The other mixer multiplies the reflected signal from the receiving system 4 by a reference signal shifted by 90 ° from the reference signal generator via a 90 ° phase shifter. The output signal of the mixer contains harmonic components. This harmonic component is removed by a low-pass filter. As a result, a Doppler signal that beats at a shift frequency that has undergone a frequency shift due to the Doppler effect is extracted.
[0016]
The Doppler signal is discrete and converted to a digital signal by an analog-digital converter 6B at intervals of 0.5 mm on the raster, for example. The MTI filter 6C removes a relatively low-frequency clutter component from a reflector having a slow motion speed such as a myocardium from the Doppler signal from the analog-digital converter 6B, and extracts a relatively high-frequency blood flow component.
[0017]
The blood flow Doppler signal extracted by the MTI filter 6C is supplied to the autocorrelator 6D and the power calculator 6F, respectively.
The autocorrelator 6D obtains an autocorrelation value for each sample point by taking a complex conjugate of the blood flow Doppler signal of the current frame and the blood flow Doppler signal of the previous frame. A signal representing the autocorrelation result is sent to the calculation unit 6E. The calculation unit 6E calculates the average velocity and variance of the blood flow for each sample point based on the autocorrelation signal, and creates two-dimensional distribution data (two-dimensional image data) of the average velocity and variance.
[0018]
The power calculation unit 6F calculates a two-dimensional distribution of the power of the scattered echo from the blood flow, based on the blood flow Doppler signal extracted by the MTI filter 6C. Specifically, a two-dimensional distribution of power representing the strength of the scattered echo by a reflector (blood cell) smaller than the wavelength of the ultrasonic wave by square addition of the Doppler signal as the real part and the Doppler signal as the imaginary part. Is calculated.
[0019]
The inter-frame filter 6G performs color averaging between the two-dimensional distribution data of the power calculated by the power calculation unit 6F between frames, thereby improving the S / N and color angio image data that can express a fine blood flow. (Two-dimensional image data) is created.
[0020]
The two-dimensional image data is defined as any one of average speed two-dimensional image data, distributed two-dimensional image data, two-dimensional image data in which the average speed and dispersion are combined, and color angio image data. Color angio image data is most preferable. Here, the description will be made assuming that the two-dimensional image data is color angio image data.
[0021]
The digital scan converter (DSC) 7A performs interpolation in the azimuth direction, rearranges the data of each point, and converts the two-dimensional image data from the arithmetic unit 6E and the inter-frame filter unit 6G into a video signal. Here, it is assumed that the digital scan converter 7A uses the interlace scan to frequency the two-dimensional image data.
[0022]
In the present embodiment, the two-dimensional image data converted by the digital scan converter 7A is emphasized (lightened) on the left (or left) edge of the blood vessel and attenuated (dark) on the right (or right) edge of the blood vessel. Conversion to a topographic image to be performed is realized by a linear two-dimensional filter 7E.
[0023]
The color processing circuit 7B converts the topographic image data obtained by the two-dimensional filter 7E into, for example, an RGB color video signal. This color video signal is displayed as a color image on the color monitor 7D via the digital-analog converter 7C.
[0024]
In FIG. 1, the configuration other than the two-dimensional filter 7E is the same as the configuration of a conventional color angiography-compatible ultrasonic diagnostic apparatus, and the ultrasonic diagnosis apparatus according to the present embodiment is a conventional color angiography-compatible ultrasonograph. It should be understood that the two-dimensional filter 7E is added between the digital scan converter 7A and the color processing circuit 7B in the configuration of the ultrasonic diagnostic apparatus.
[0025]
The two-dimensional filter 7E realizes a two-dimensional filter that performs edge enhancement on one side of the blood vessel with respect to an m × 5 (pixel) local region of the original image. The filter width m in the horizontal direction of the filter matrix of the two-dimensional filter 7E should be appropriately adjusted according to the interval (pixel) of the ultrasonic scanning lines to be displayed. If the interval between ultrasonic scanning lines is 2 pixels, it can be said that m = 5 is appropriate. If m = 5, a 5 × 5 filter matrix is applied. Further, although the filter width in the vertical direction is fixed at “5 pixels”, it may be preferable to adjust this according to the display magnification.
Equation (1) represents a 5 × 5 filter matrix.
[0026]
[Expression 1]

[0027]
The filter matrix of equation (1) has a filter characteristic that emphasizes (lightens) the left edge of the blood vessel and attenuates (darkens) the right edge of the blood vessel, and is very close to conventional nonlinear topography. It is possible to realize a typical expression by linear processing. If this filter characteristic is reversed and the right edge of the blood vessel is emphasized (lightened) and the left edge of the blood vessel is attenuated (darkened), the first column and the first column of the filter matrix of equation (1) are used. What is necessary is just to invert the polarity of 5 rows, respectively.
[0028]
FIG. 2 is a configuration example of a two-dimensional filter 7E corresponding to a case where two-dimensional image data is output from the digital scan converter 7A by interlace scanning. The two-dimensional filter 7E includes a plurality of 1H delay devices, a 1 field delay device, an n / 2 clock delay device, an n clock delay device, a -1 multiplier, and an adder so as to realize the above filter characteristics. Are combined. The 1H delay unit is a FIFO memory (first-in first-out memory) that can store data for one horizontal line, and delays data for one horizontal scanning period. The one-field delay unit is a FIFO memory that can store data for one field, and delays data by one field period. The n-clock delay unit is a FIFO memory that can store data for n clocks with a TV pixel clock, and delays data for n clock periods. The n / 2 clock delay unit is a FIFO memory that can store data corresponding to n / 2 clocks using a TV pixel clock, and delays data by an n / 2 clock period. The −1 multiplier multiplies the original data by a multiplication coefficient “−1”. Note that n takes a value of n = m−1 with respect to the horizontal filter width m described above.
[0029]
According to the configuration of FIG. 2, the adder performs a pixel k spaced by n / 2 on the left side along the horizontal direction from the position of the center pixel and the pixel k up and down with respect to the data k of the center pixel of the filter matrix. The data a to e of four adjacent pixels are added, and the data f to four pixels adjacent to each other in the vertical direction with respect to the pixel separated by n / 2 on the right side along the horizontal direction from the center pixel position. j is subtracted.
[0030]
As described above, according to the present embodiment, topography conversion can be realized with a general-purpose simple two-dimensional filter corresponding to the TV scanning method.
(Second Embodiment)
FIG. 3 is a block diagram of an ultrasonic diagnostic apparatus according to the second embodiment. FIG. 4 is a block diagram showing a configuration example of the digital scan converter 7A ′ of FIG. In FIG. 3, the same parts as those in FIG.
[0031]
In the first embodiment, the topography conversion process is realized by a two-dimensional filter. In the second embodiment, a similar topography conversion process is realized by a one-dimensional filter connected in two stages. is there.
[0032]
The two-stage one-dimensional filter that realizes the topography conversion process is incorporated in the digital scan converter 7A ′. One of the two-stage one-dimensional filters is the axial filter a in FIG. 4, and the other is the azimuth filter c in FIG.
A two-dimensional filter matrix used in the present embodiment is shown in equation (2).
[0033]
[Expression 2]

[0034]
The two-dimensional filter matrix of the equation (2) is approximate to the equation (1) of the first embodiment. Like the equation (1), the left edge of the blood vessel is emphasized (lightened), It has a filter characteristic of attenuating (darkening) the right edge of the blood vessel.
Equation (2) can be decomposed into the form of convolution integral of Equations (3) and (4).
[0035]
[Equation 3]

[0036]
Equation (3) is a one-dimensional filter matrix (first one-dimensional filter matrix) for smoothing in the axial direction of ultrasonic waves, and equation (4) is a differential process and an original signal addition process along the azimuth direction. Is a one-dimensional filter matrix (second one-dimensional filter matrix).
[0037]
The axial filter a corresponds to the first one-dimensional filter matrix, and the azimuth filter c corresponds to the second one-dimensional filter matrix. By passing through the axial filter a and the azimuth filter c, the two-dimensional image data is converted into topographic image data.
[0038]
The axial filter a performs sampling processing for one sampling period so as to realize smoothing processing for averaging the sample data of n sample points adjacent in the axial direction of the ultrasonic wave according to the first filter function. A plurality of Z ^-1 delay devices for delaying, an adder for adding pixel data output in synchronization from the plurality of Z ^-1 delay devices, and a multiplier for multiplying the addition result by 1 / n are combined. Configured as a non-recursive filter.
[0039]
As shown in FIG. 5, the input buffer b is provided with an input / output stage multiplexer MUX and an input so as to supply sample data d1 to d4 of four adjacent sample points of the same depth to the azimuth filter c in synchronization. The buffers IB1 to IB5.
[0040]
The azimuth direction filter c includes four multipliers and an adder so as to perform differentiation processing and original signal addition processing along the azimuth direction in accordance with the second filter function (see FIG. 6B). The
[0041]
In this way, the same effect as that of the first embodiment can be obtained with a two-stage one-dimensional filter. That is, when the two-dimensional image data is filtered according to the filter function obtained by convolving the first filter function handled by the axial filter a and the second filter function handled by the azimuth filter c, Similar to the passage through the two-dimensional filter, the topographic transformation in which the edge on one side of the blood vessel is emphasized is realized.
[0042]
The present embodiment further has the following characteristics.
The digital scan converter is equipped with a one-dimensional filter that performs interpolation along the azimuth direction in order to fill a rough scanning line interval. The one-dimensional filter for this interpolation is realized with the same configuration as the azimuth direction filter c. In the one-dimensional filter for interpolation, the multiplication coefficient of each multiplier is, for example, a1 = 0.
a2 = ΔL / L
a3 = 1-a2
a4 = 0
Set to As shown in FIG. 5, L represents the ultrasonic scanning line interval, and ΔL represents the distance between the interpolated points x and d3.
[0043]
By appropriately setting the multiplication coefficient of each multiplier, one-dimensional filter processing for interpolation and one-dimensional filter processing for differential processing in the azimuth direction and original signal addition processing are performed. It becomes possible to process at once by c.
[0044]
6A shows the interpolation function, FIG. 6B shows the filter function for the azimuth direction differentiation process and the original signal addition process, and FIG. 6C shows the interpolation function and the azimuth direction differentiation process. The filter function which convolved the filter function for original signal addition processing is represented. When the azimuth direction filter c functions according to the filter function of FIG. 6C, the interpolation processing, the azimuth direction differentiation processing, and the original signal addition processing can be executed at a time. A filter matrix corresponding to the filter function of FIG.
[0045]
[Expression 4]

[0046]
In the present embodiment, the topography conversion in which the edge on one side of the blood vessel is emphasized is realized by the two-stage one-dimensional filter, as in the first embodiment. In addition, a differential process and an original signal addition process to be performed by one of the two-stage one-dimensional filters for topography conversion can be added to the one-dimensional filter for interpolation provided in the conventional ultrasonic diagnostic apparatus. Therefore, diversion from the conventional ultrasonic diagnostic apparatus is facilitated.
The present invention is not limited to the above-described embodiment, and can be implemented with various modifications.
[0047]
【The invention's effect】
According to the present invention, the topography conversion processing that emphasizes only one edge of a blood vessel, which has been conventionally performed by nonlinear processing, can be realized as linear processing by a general-purpose two-stage one-dimensional filter. Furthermore, according to the present invention, one of the two-stage one-dimensional filters can be used for interpolation processing. In other words, the conventional one-dimensional filter for interpolation can be used for one of the two-stage one-dimensional filters for topography, and the conventional ultrasonic diagnostic apparatus can be easily improved to support topography.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a block diagram of an ultrasonic diagnostic apparatus according to a first embodiment.
FIG. 2 is a block diagram showing a configuration example of the two-dimensional filter in FIG.
FIG. 3 is a block diagram of an ultrasonic diagnostic apparatus according to a second embodiment.
4 is a block diagram showing a configuration example of the digital scan converter in FIG. 3;
FIG. 5 is an explanatory diagram of interpolation processing.
6 is an explanatory diagram of a filter function handled by the azimuth direction filter of FIG. 4;
[Explanation of symbols]
1 ... System controller,
2 ... Probe,
3 ... Transmission system
4 ... Receiving system,
6 ... Color flow mapping processing system,
7A ... Digital scan converter,
7B Color processing circuit,
7C ... Digital-to-analog converter,
7D ... Color monitor,
7E ... 2D filter,
8: Operation switches,
9: Scan controller.

Claims

A processing unit that generates and processes a two-dimensional distribution of the power of a Doppler signal related to blood flow based on a signal obtained by scanning the cross section of the subject with ultrasound ;
An axial filter that performs a one-dimensional filtering process in the ultrasonic axis direction that constitutes a topography conversion process related to a two-dimensional ultrasonic axis direction and an azimuth direction with respect to the two-dimensional distribution of the power;
An azimuth direction filter for performing the one-dimensional filter processing of the azimuth direction constituting the topography conversion processing together with an interpolation processing for interpolating the two-dimensional distribution with respect to the azimuth direction with respect to the two-dimensional distribution;
An ultrasonic diagnostic apparatus comprising: a monitor that displays a two-dimensional distribution that has been processed by the axial filter and the azimuth filter .