超声波图像取得装置制造方法及图纸

在本发明专利技术的超声波图像取得装置中，发送接收部件经由超声波探头用超声波扫描被检体，取得由沿着扫描线的第一座标系中的超声波数据构成的第一超声波数据，包含在图像生成部件中的座标变换部件使用ＧＰＵ进行计算，将上述第一超声波数据从上述第一座标系变换为用于图像显示的第二座标系。

【技术实现步骤摘要】

本专利技术涉及在根据用超声波进行扫描而得到的信号生成图像时， 得装置。 'a 、 ，— 、，' ；
技术介绍
超声波图像取得装置是通过重复进行从内置于超声波探头中的压 电振子向被检体内的超声波的发送接收，并进行各种处理，从而根据 被检体内的超声波图像得到身体信息的装置。在超声波图像取得装置中，能够进行基于超声波断层法的诊断、基于超声波多普勒(Doppler) 法的诊断。基于超声波断层法的诊断通过用超声波对被检体内的断面进行扫 描，将反射波信号的振幅变换为亮度，来得到被检体的二维断层像. 通过超声波断层法得到的二维断层像被称为B模式(mode)图像。将 作为作成该B模式图像的基础的数据(data)称为B模式数据。另外，基于超声波多普勒法的诊断是利用超声波的多普勒效果测 量被检体内的血流和组织的速度，或彩色地将血流显示为二维图像(以 下也有称为彩色多普勒(color Doppler)像的时候)的方法。在超声 波多普勒法中，特别将检测血流速度而彩色地显示血流的方法称为彩 色多普勒法。在此，在接收到的超声波信号以设定了的速度以上通过了抽出其 中运动的部分的MTI (Moving Target Indicator)滤波器后，如果设 所得到的复数多普勒信号为xp x2、 x3.......xN，则如下能量(power) P - E I Xi I 2自相关函数C广i:x,xw (在此，乂*为共轭复数)速度V-tan —，d 分布T-1- I d I /P。进而，将通过彩色多普勒法得到的彩色多普勒像重叠在通过超声 波断层法得到的B模式像上进行显示的方法被称为彩色多普勒断层 法。这样，在超声波图像取得装置中，通过压电振子使超声波波束 (beam)大致从固定点向规定的方向偏向而进行发送和接收，使该方 向顺序地变化而进行超声波扫描，由此得到二维断面内或三维空间内 的数据。然后，为了根据基于取得数据时的座标系(该座标系是(扫 描方向，距离)的座标系。以下，将该座标系称为处理座标系 (scanning coordinate system)， 将座标称为处理座标(scanning coordinate))进行超声波扫描而得到的采样(sample)点(参考图 1A)而显示在图像显示用的监视器上，必须变换为作为显示监视器的 栅格的正交座标系(参考图IB)。在此，图IA是用处理座标表示的 超声波信号的图。图IB是作为变换的目标的正交座标的图。另外， 图1C是将处理座标和正交座标重叠了的座标变换的概念图。另外， 如在图1C中重叠表示的那样，必须通过座标变换将处理座标的点表 示为正交座标的点，这些超声波图像取得装置中的座标变换和内插的处理在以前通过 被称为DSC (Digital Scan Converter)的专用硬件进行(特开平11 一 9603号>^^1)。以下，说明通过DSC进行的内插处理。在对B模式数据、或作为血流信息的血流的速度、分布以及能量 的各数据(以下在不对这些数据进行区别的情况下，也有将任意一个 或多个数据称为超声波数据的情况)进行内插的情况下，进行双线性 (bi-linear)内插。例如是以下这样的方法在进行核心大小(kernel size)(核心大小是指施加用于进行内插的滤波器的大小。在此，滤波 器表示所谓的平均化的程度，其平均化的程度依存于内插点的个数。) 为2x2的双线性内插的情况下，将4点分为X或Y方向的2组，以通 常的比例进行内插(线性内插)，利用通过该内插求出的2点进而进 行线性内插，由此进行原来的4点间的内插。换一种说法，是以下这 样的方法在将相邻的4点数据设为A、 B、 C、 D的情况下，根据(1 -P) { (l-a) A + aB} + P{ (l-a) C + aD }这样的公式计算内插值。 在此，a、 p是处理座标中的距离方向和方位方向(X和Y)的从内插 中心的偏离的比例。进而，根据生成B模式图像的情况说明进行核心大小2x4的内插 的情况下的内插处理。图2是用于说明B模式数据的内插的图，该图 被称为构造(texture)。图2A是表示处理座标中的取得的B模式数 据的图。图2B是表示变换的目标的正交座标的图。图2C是放大了处 理座标系中的取得的B模式数据的图。参考图2A所示的取得的B模 式数据的处理座标、图2B所示的变换目标的正交座标的信息，为了 从处理座标变换到正交座标，而将对应的顶点存储在暂时存储部件中. 即，对应的顶点是指(0， 0)与(xq， yo)的对应、(0， 1)与(xo， y0)的对应、(1， 0)与(Xl， yi)的对应、(1， 1)与(x2， y2)的 对应这样的组合。在此，如图2A所示那样，用将扫描方向(v)作为 纵轴，将距离(u)作为横轴的图来表示B模式数据的处理座标。另 外，如图2B所示那样，用将横轴设为X座标、将纵轴设为Y座标的 图，来表示变换后的正交座标。在此，考虑抽出正交座标中的(x， y)作为内插的点的情况。说 明在该情况下，计算出与正交座标系的点(x， y)对应的处理座标系 的点(u， v)的方法。接收点(u， v)，根据核心大小2x4，舍去为了求出点(u， v) 所需要的点以外的点，由此得到与点(u， v)对应的图2A所示的原 始的采样点、Al、 A2、 Bl、 B2、 Cl、 C2、 Dl、 D2。如图2C所示， 各采样点成为2x4的列。在此，图2是用于说明本专利技术的超声波图像 取得装置的内插的图。如图2C所示，在设B1与Cl的距离为1时， 点(u， v)到将B1和B2连接起来的线为止的比例为dv，在设A1与 A2的距离为l时，点(u， v)到将Al和D1连接起来的线为止的比 例为du。接着，进行A1与A2、 B1与B2、 C1与C2、 D1与D2之间的位 于比例du的位置的点的核心大小2x2的双线性内插。在此，在各内 插点中，v轴方向的值分别与Al、 Bl、 Cl、 Dl相同，因此该2x2的 内插与2点间的内插等价。即，求出(l-du) Al + duA2、 ( 1 - du ) Bl + duB2、 (l-du) Cl + duC2、 ( 1 - du ) Dl + duD2作为内插值。 如图2C所示，假设该得到的内插值为A3、 B3、 C3、 D3。接着，说明根据内插值A3、 B3、 C3、 D3以及内插函数f (x)计 算出内插系数。图3是用于说明根据内插函数计算出内插系数的图。 内插函数f (x)是表示从粗到密的精细度的函数。在此，假设内插函 数f (x)是用于得到精细的图像的内插函数。因此，如图3所示，f (x )是在将通过上述的2x2的双线性内插计算出的4点的内插值的中 间点的x座标设为0时，y座标为0的函数。图3所示的点501、点 502、点503、以及点504例如表示内插点与采样点一致的情况。另夕卜， 在内插点与采样点不一致的情况下，从实际希望内插的点(u， v)到 B3的比例是dv,因此在假设点(u， v)的x座标为0时，即，如点 509为点(u， v)的情况那样，求出将点501移动到点505，将点502 移动到点506，将点503移动到点507，将点504移动到点508，而移 动了距离511后的4点的y座标的值。如本文档来自技高网...

【技术保护点】
一种超声波图像取得装置，其特征在于包括：经由超声波探头用超声波对被检体进行扫描，取得由沿着扫描线的第一座标系中的超声波数据构成的第一超声波数据的发送接收部件；使用ＧＰＵ进行计算，将上述第一超声波数据从上述第一座标系变换为用于图像显示的第二座标系的座标变换部件。

【技术特征摘要】
JP 2006-12-27 2006-3518331.一种超声波图像取得装置，其特征在于包括经由超声波探头用超声波对被检体进行扫描，取得由沿着扫描线的第一座标系中的超声波数据构成的第一超声波数据的发送接收部件；使用GPU进行计算，将上述第一超声波数据从上述第一座标系变换为用于图像显示的第二座标系的座标变换部件。2. 根据权利要求l所述的超声波图像取得装置，其特征在于 上述座标变换部件取得使上述第 一座标系和上述第二座标系对应起来的几何变换数据，上述GPU基于上述几何变换数据进行几何变 换，而进行上述座标变换.3. 根据权利要求l所述的超声波图像取得装置，其特征在于 上述座标变换部件根据上述笫一座标系中的多个点，利用上述GPU进行用于内插上迷第二座标系中的1点的内插计算。4. 根据权利要求3所述的超声波图像取得装置，其特征在于 在上述内插计算中，通过GPU的硬件或GPU的微代码执行低维的内插，通过GPU的程序执行高维的内插。5. 根据权利要求3所述的超声波图^^l得装置，其特征在于 在上述内插计算中，接受能够对用于进行内插的滤波器进行记录的大小即核心大小的输入，通过GPU的硬件或GPU的微代码，进行 2x2的双线性内插，求出内插值，通过GPU的程序基于该内插值和规 定...

【专利技术属性】
技术研发人员：佐藤武史，大住良太，
申请(专利权)人：株式会社东芝，东芝医疗系统株式会社，
类型：发明
国别省市：JP[日本]