JPH10104278A - 信号波形処理装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【課題】 信号波形をサンプリングした多数のサンプリ
ングデータを用いより少ないサンプリング点で表される
画像を形成するとき、データを間引くとその情報が欠落
し信号波形が忠実に画像上に再現されない。 【解決手段】 サンプリングデータａ〜ｒを部分列ａ〜
ｃ、ｄ〜ｇ、ｈ〜ｋ、…に区切り、各部分列中の最大
値、最小値を結ぶライン画像データを時間軸方向に配列
して信号波形を表す画像データを形成する。ライン画像
データの決定には、各部分列中の振幅値が全て考慮さ
れ、各振幅値が存在したという情報が残される。つま
り、ライン画像データは各部分列中の振幅値の変動範囲
全体を表し、これにより得られた画像データは信号波形
のアウトラインを精度良く再現する。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、信号波形に応じた
画像データを生成する信号波形処理装置に関し、特に、
時間軸上のサンプリング点を間引いた画像データの生成
に関する。

【０００２】

【従来の技術】例えば心音波形といった波形をサンプリ
ングして画像表示する装置において、表示されるサンプ
リングデータの数は、画像での時間軸方向の画素数によ
り制限される。その一方で、その表示できるサンプリン
グ数に対応する時間範囲よりも長時間の波形を表示した
い場合がある。具体例としては、医療診断装置におい
て、診断の便宜のため、画像上に心臓のＭモード画像と
心音波形を並べて表示する場合が挙げられる。この場
合、見やすさのためにそれら画像のスクロール表示スピ
ードは例えば６４〜５１２Ｈｚ（つまり時間軸方向に６
４〜５１２画素／秒）に設定される。しかし心音の周波
数分布は数Ｈｚ〜約１ｋＨｚであるため、心音波形は例
えば１ｋＨｚ程度でサンプリングされており、このサン
プリングデータをそのまま用いて上記画像表示を行う
と、スクロール表示スピードが上記所望のスピードより
速すぎてしまう。そのため、従来は心音波形のサンプリ
ングデータを間引くことにより、心音波形のスクロール
表示スピードを遅くする、すなわち画像に表示される波
形の時間長を長くすることが行われている。

【０００３】図４は、従来の信号波形処理を説明するた
めの図であり、サンプリング後の心音波形の一例とこれ
に従来の処理を行った信号波形画像の模式図を示す。図
の左側に示すサンプリング後の心音波形において、縦軸
は、心音の音圧、すなわち信号波形の振幅値を表すサン
プリングデータの値に対応した座標軸であり、横軸は時
間軸である。ここでは、サンプリングレートを１ｋＨｚ
としており、１ｍＳごとに順にサンプリング点ａ、ｂ、
ｃ、…、ｒ、ｓ、…がとられる。時間軸方向に例えば４
００画素有した画像領域を用い、時間軸方向１画素に１
サンプリング点を割り当てて信号波形を表示するとしよ
う。この場合、サンプリング点を間引かずにそのまま表
示したとするとスクロール表示スピードは１ｋＨｚであ
り、上記画像領域には、０．４Ｓしか表示できないが、
間引けばより長い時間範囲の信号波形を表示することが
できる。例えば、サンプリング数を単位として３、４、
４、４というセットの繰り返しで、表示するサンプリン
グ点の間隔を定義すると、１５サンプリング点のうち４
つが表示される勘定となって、スクロール表示スピード
は約２６７Ｈｚとなり、また上記画像領域に１．５Ｓの
時間長の信号波形を表示することができる。この例を図
４を用いて具体的に説明すると、例えば、サンプリング
点ａ、ｄ、ｈ、ｌ、ｐ、ｓ、…に対する振幅値が画像表
示用のデータとして用いられる。

【０００４】図４の右側は、従来の間引きによる信号波
形の画像表示例であり、同図左側に示すサンプリングさ
れた信号波形を間引いて１．５Ｓの時間長を表示すると
いう上述した例に対応するものである。すなわち、図４
の右側の画像表示例において、Ｘ軸（横軸）に定義され
る時間目盛りは、４目盛りで１５ｍＳ（１目盛り当たり
４ｍＳ又は３ｍＳ）に相当する。間引かれた信号波形で
は、Ｘ軸方向にサンプリング点ａ、ｄ、ｈ、ｌ、ｐ、
ｓ、…が並べられる。

【０００５】ここで、上記間引き後のデータ列中での順
序ηにより画像上の画素のＸ座標を定義する。以後の説
明を簡単にするために、あるサンプリング点の振幅値を
Ｄで表し、例えばサンプリング点ａの振幅値はＤ(a)、
間引き後のη番目のサンプリング点はＤ(η)というよう
に括弧内にてサンプリング点の指定を行うという表記を
用いる。振幅値Ｄが、画像上の画素のＹ軸（縦軸）方向
の座標に対応づけられる。そして、画素の２次元的な座
標を例えば（η，Ｄ(η)）、（ａ，Ｄ(ａ)）のように、
Ｘ、Ｙ各方向の座標の組み合わせにより表記する。ここ
で、座標の原点は、画像の表示位置に合わせて適当に採
られる。

【０００６】さて、上記サンプリング点ａ、ｄ、ｈ、…
をＸ軸方向に並べて表示するとは、定義した表記を用い
れば、画素（η，Ｄ(η)）に輝度値などの画素データを
与えて画像上に表示することである。ここで、単にサン
プリングデータに対応する点にのみ画素データを付与し
た画像では波形形状を把握しにくいので、従来は、隣接
するサンプリングデータの振幅値間を結ぶように補間し
ていた。例えば、図４に示す例では、各ηについて画素
（η，Ｙ）（但し、Ｙ＝Ｄ(η-1)〜Ｄ(η)）に画素デー
タが付与される。図において補間により生じた画素デー
タは×印で示されている。

【０００７】これら生成される画素データは、フレーム
メモリに書き込まれ、画像データを形作る。画像データ
は、その生成が完了すると、フレームメモリから読み出
されてディスプレイの画面上に画像として表示される。
ちなみに、図４は、フレームメモリ上の画像データのイ
メージであるとともに、ディスプレイ上の画像のイメー
ジでもある。

【０００８】

【発明が解決しようとする課題】しかし、上述したよう
な間引きによって信号波形画像を生成すると、間引かれ
たサンプリングデータ、例えば上記例ではサンプリング
データｂ、ｃ、ｅ、ｆ、ｇ、ｉ、ｊ、ｋ、ｍ、ｎ、ｏ、
ｑ、ｒ、ｔ、…の振幅値の情報が失われ、心音波形がき
れいに画像上に再現されないというという問題点があっ
た。つまり、上述の医療診断装置について言えば、画像
の見やすさから、スクロール表示スピードを心音波形の
サンプリングレートより低くすると、心音波形の大まか
な形状が画像と実際とで相違することとなり、診断を行
う上で不便であるという問題があった。

【０００９】本発明は上記問題点を解消するためになさ
れたもので、心音波形等の信号波形のサンプリングレー
トよりスクロール表示スピードを低くする場合、または
ある画像領域に、その画像領域が表示できるサンプリン
グ数よりも多くのサンプリングデータに対応した長時間
の信号波形を表示する場合に、信号波形の大まかな形状
を精度良く再現する信号波形処理装置を提供することを
目的とする。

【００１０】

【課題を解決するための手段】本発明の信号波形処理装
置は、信号波形をデジタルサンプリングした振幅値列が
入力され、この振幅値列を複数の部分列に区切る部分列
決定手段と、前記各部分列ごとに、当該各部分列に含ま
れる振幅値の分布に応じた振幅値分布範囲を求める振幅
値分布範囲決定手段と、前記各部分列の前記振幅値分布
範囲を、振幅方向の座標範囲とするライン画像データを
前記各部分列ごとに生成する振幅画像データ生成手段と
を有することを特徴とする。

【００１１】本発明によれば、部分列決定手段が、振幅
値が例えば複数含まれるように部分列を定める。各部分
列に含まれる振幅値の数は、同一であってもよいし、部
分列ごとに異なっていてもよい。振幅値分布範囲決定手
段は、部分列に含まれる振幅値の範囲やその範囲内での
振幅値の分布形状に基づいて振幅値分布範囲を定義す
る。振幅値分布範囲の１つの例は、部分列に含まれる振
幅値の最大値と最小値とで定義される範囲であり、他の
例は、部分列に多数の振幅値が含まれるような場合にお
いて、振幅値の平均値ｍと標準偏差σとを用いて定義さ
れる、例えば範囲（ｍ−ｎσ，ｍ＋ｎσ）（ここでｎは
実数）である。振幅画像データ生成手段は、信号波形画
像データ上、振幅方向の座標に関し前記振幅値分布範囲
内にある画素に画素値を付与し、振幅方向の線状の画像
データすなわちライン画像データを生成する。例えば、
前記振幅値列がリアルタイムで順次得られる場合には、
部分列決定手段は順次部分列を生成し、振幅画像データ
生成手段は部分列の生成順序にしたがってライン画像デ
ータを生成する。この場合にはライン画像データを順
次、表示装置に出力して、表示装置の画面上に信号波形
を表示させることができる。また例えば、すでに得られ
蓄積されている振幅値列のデータをオフラインで処理す
る場合には、振幅画像データ生成手段は部分列の順序に
関係なくライン画像データを生成してもよい。この場合
には、１次元的なライン画像データをいったん、メモリ
等の記憶手段に蓄積して２次元的な信号波形画像データ
を作成した後、表示装置に読み出して表示させることが
できる。本発明によれば、ライン画像データには、部分
列に含まれる振幅値の分布の情報が表される。つまり、
振幅値列を間引いて信号波形を表現すると、間引かれた
振幅値の情報が完全に欠落してしまうのに対し、本発明
によれば、部分列中の各振幅値が捨てられることなくラ
イン画像データの生成に寄与するので、信号波形のアウ
トライン形状の精度が向上する。

【００１２】本発明の信号波形処理装置は、前記各部分
列ごとに生成される前記ライン画像データを蓄積し、こ
れらを時間軸方向に並べた信号波形画像データを生成す
る波形画像データ生成手段をさらに有することを特徴と
する。本発明によれば、生成されたライン画像データを
蓄積することができるので、ライン画像データの生成速
度や表示装置のフレームレート等の表示速度がどのよう
な速度であっても、表示装置の画面上には信号波形が断
片的にではなく全体として表示される。また、他の画像
データとの合成が容易となる。

【００１３】本発明の信号波形処理装置においては、前
記振幅値分布範囲決定手段は、前記各部分列に含まれる
前記振幅値の最大値と最小値とを求める最大最小決定手
段を含み、前記最大値と前記最小値をそれぞれ前記振幅
値分布範囲の上限と下限に定めることを特徴とする。本
発明によれば、ライン画像データは、各部分列に対応す
る時間範囲の信号波形が時間方向に圧縮されたものとな
り、信号波形のアウトラインが正しく再現される画像デ
ータが得られる。

【００１４】本発明の信号波形処理装置は、隣接する２
つの前記部分列のそれぞれの前記振幅値分布範囲の間に
隙間が生じるかどうかを判定する隙間判定手段をさらに
有し、前記振幅画像データ生成手段は、前記隙間が生じ
る場合には、前記隣接する２つの前記部分列のうちの少
なくとも一方の前記部分列に対する前記ライン画像デー
タを延長して前記隙間を補間することを特徴とする。本
発明によれば、隣接する２つの部分列について振幅値分
布範囲に基づいてそれぞれ生成される２つのライン画像
データが、振幅方向に分離してしまうときには、少なく
ともどちらか一方のライン画像データを他方のライン画
像データ側に延長して、両者の隙間を補間する。補間
は、一方のライン画像データのみを延長することにより
行ってもよいし、両ライン画像データを互いに延長して
行ってもよい。この補間により、信号波形の途切れが防
止され、信号波形がきれいになり見やすくなる。そのた
め、補間は望ましくは両者の隙間が完全に無くなるよう
に行うのがよいが、わずかな隙間は許容される。また、
両ライン画像データが振幅方向に多少オーバーラップし
てもよい。

【００１５】

【発明の実施の形態】次に、本発明の実施形態について
図面を参照して説明する。ここで述べる本発明の実施形
態は、心音波形等の生体信号波形の表示機能を備えた超
音波診断装置である。本超音波診断装置は、例えば超音
波エコーにより形成されるＭモード画像に心音波形を並
べて表示することができる。このとき、従来技術の説明
で述べたように、両者の時間軸のスケールを揃えると、
両者の対応関係が明らかとなり見やすいという利点があ
る。このとき、Ｍモード画像を、例えば、スクロール表
示スピード６４〜５１２Ｈｚ、つまり時間軸方向に６４
〜５１２画素／秒で表示すると、心音波形は例えば１ｋ
Ｈｚ程度でサンプリングされているので、サンプリング
数を減少させなければ、Ｍモード画像と同一の時間スケ
ールで表示できない。このとき本発明を適用することに
より、サンプリング数の減少を行っても良好な心音波形
が得られる。

【００１６】図１は、本発明の実施形態である上記超音
波診断装置の主要な回路構成を示すブロック図である。
測定部（図示せず）から出力されたアナログ的な電圧信
号１である生体信号波形はアナログ・デジタル変換器
（以下、Ａ／Ｄ変換器）２によりデジタルサンプリング
され、例えば６ビットのデジタルデータとして表される
振幅値の時系列に変換される。サンプリングはＡ／Ｄ変
換器２に入力される生体サンプリングクロックSMPLに同
期して行われる。生体サンプリングクロックの周波数
は、例えば１ｋＨｚである。

【００１７】本発明に係る信号波形処理部４には、Ａ／
Ｄ変換器２で生成された振幅値列が入力される。振幅値
列は、まず最大最小決定手段かつ振幅値分布範囲決定手
段である最大値最小値保持回路６に入力される。後述す
るように、最大値最小値保持回路６には、生体サンプリ
ングクロックより周波数が低い、例えば周波数が１００
〜５００ＨｚのスクロールサンプリングクロックSCRLが
供給され、振幅値列はこのクロックによって部分列に区
切られる。最大値最小値保持回路６は、各部分列中の振
幅値の最大値と最小値とを求めスクロールサンプリング
クロックの１周期の間、これを保持・出力する。信号波
形処理部４の最大値最小値保持回路６の出力に続く部分
が振幅画像データ生成手段を構成する。以下、信号波形
処理部４内の処理の詳細を説明する。

【００１８】図２は、最大値最小値保持回路６のブロッ
ク構成図である。最大値最小値保持回路６には、スクロ
ールサンプリングクロック、生体サンプリングクロック
及び生体データである振幅値列が入力される。Ｄフリッ
プフロップ１０は、振幅値列を構成する各振幅値を生体
サンプリングクロック１周期、ラッチする。このラッチ
された振幅値は、それぞれ部分列中の最大値、最小値を
保持するＤフリップフロップ１２、１４の入力データと
して供給される。Ｄフリップフロップ１２は、部分列が
次に移り変わったことを示す部分列更新パルスと、入力
される振幅値がラッチされている現時点での最大値より
も大きいことを示す最大値更新パルスとの論理和がクロ
ック端子に入力される。

【００１９】ここで、最大値更新パルスは比較器１６に
て生成され出力される。比較器１６は、Ｄフリップフロ
ップ１０の出力データとＤフリップフロップ１２の出力
データとの大小を比較して、前者が後者以上であるとき
パルスを出力する。Ｄフリップフロップ１２は、この最
大値更新パルスをクロック端子に受けると、新しい振幅
値を取り込み、これにより現時点での最大値が更新され
る。

【００２０】一方、部分列更新パルスとは、スクロール
サンプリングクロックのことである。スクロールサンプ
リングクロックがＤフリップフロップ１２に与えられる
と、その時点でのＤフリップフロップ１０の出力が、そ
の値の大小に係わらずＤフリップフロップ１２に取り込
まれる。つまり、この時点で、それまでのＤフリップフ
ロップ１２の最大値はいったん、リセットされることと
なり、これにより部分列の境界が定められる。すなわ
ち、スクロールサンプリングクロックのあるパルスから
次のパルスまでの間に入力される振幅値が一つの部分列
として定められ、新しいスクロールサンプリングクロッ
クのパルスが入力される直前におけるＤフリップフロッ
プ１２の出力は、この部分列の最大値である。この各部
分列に含まれる振幅値の最大値は、Ｄフリップフロップ
１８によりスクロールサンプリングクロックに同期して
ラッチされる。以上のようにして、最大値最小値保持回
路６は、スクロールサンプリングクロック１周期にわた
って各部分列に含まれる最大値を出力する。

【００２１】最大値最小値保持回路６には、各部分列に
含まれる最小値をスクロールサンプリングクロック１周
期にわたって保持・出力するための構成として、上述し
た最大値を求める構成と同様の構成が並列に設けられて
いる。すなわち、Ｄフリップフロップ１２の代わりにＤ
フリップフロップ１４を用いて、部分列中の最小値をラ
ッチする。また、比較器１６の代わりに設けられた比較
器２６が、Ｄフリップフロップ１０の出力データがＤフ
リップフロップ１４の出力データ以下であるときに、最
小値更新パルスを出力する。最小値更新パルスに基づい
て求められた部分列中の最小値は、Ｄフリップフロップ
２８によりスクロールサンプリングクロックに同期して
ラッチされる。

【００２２】なお、ＯＲゲート３０、３２はそれぞれ、
スクロールサンプリングクロックと最大値更新パルスと
の論理和、スクロールサンプリングクロックと最小値更
新パルスとの論理和を生成するものである。

【００２３】上述したようにスクロールサンプリングク
ロックが、基本的には振幅値列を区切って部分列を定め
る。正確には、スクロールサンプリングクロックと生体
サンプリングクロックとの論理積により得られるパルス
が部分列を定める。ＡＮＤゲート３４、３６はこの論理
積を生成するものである。例えば、生体サンプリングク
ロック１５周期の間にスクロールサンプリングを４回行
うような場合、生体サンプリングクロックに同期した１
５個の振幅値は、単純計算では１部分列当たり１５／４
＝３．７５個の４つの部分列に区分されることとなり、
部分列に含まれる振幅値の数が整数とならず具合が悪
い。しかし、ＡＮＤゲート３４、３６によって、生体サ
ンプリングクロックとスクロールサンプリングクロック
との論理積をとると、生体サンプリングクロックを単位
として、３クロック、４クロック、４クロック、４クロ
ックの間隔の繰り返しのパルスを得ることができる。こ
のパルスにより、振幅値列は振幅値１５個ごとに、３
個、４個、４個、４個の振幅値を含む４つの部分列に区
切られる。つまり、最大値最小値保持回路６からは、３
個、４個、４個、４個の振幅値ごとの最大値、最小値が
出力される。

【００２４】このように、部分列決定手段は、スクロー
ルサンプリングクロックを生成する図示しない波形処理
制御回路と、ＡＮＤゲート３４、３６とで構成される。

【００２５】次に図１を用いて、振幅画像データ生成手
段を説明する。Ｄフリップフロップ４０、４２はそれぞ
れ各部分列に対応して最大値最小値保持回路６から出力
される最大値、最小値を、スクロールサンプリングクロ
ックに同期してラッチする。これにより、これらＤフリ
ップフロップ４０、４２からは、それぞれスクロールサ
ンプリングクロック１周期の時間だけ遅延された最大
値、最小値が出力される。つまり、順番χの部分列に対
する最大値、最小値をそれぞれ、MAX(χ)、MIN(χ)で表
すことにすると、最大値最小値保持回路６から最大値MA
X(χ)、最小値MIN(χ)が出力されるとき、Ｄフリップフ
ロップ４０、４２からは、それぞれ一つ前の部分列に対
応する最大値MAX(χ-1)、最小値MIN(χ-1)が出力され
る。比較器４４、４６は、それぞれ最大値最小値保持回
路６からMAX(χ)、MIN(χ)を一つの比較データＢとして
入力される。また比較器４８は、Ｄフリップフロップ４
０からMAX(χ-1)を、そして比較器５０は、Ｄフリップ
フロップ４２からMIN(χ-1)を、それぞれ一つの比較デ
ータＢとして入力される。これら比較器４４〜５０は、
波形処理制御回路が生成するＹアドレスをそれぞれもう
一つの比較データＡとして入力され、それぞれに入力さ
れた比較データＡ、Ｂの大小を比較する。

【００２６】Ｙアドレスは、画像のＹ軸方向の座標に対
応するものであり、波形処理制御回路によってスクロー
ルサンプリングクロックの１周期の間に、例えば、０か
ら１ずつ所定上限までインクリメントされる。比較器４
４は、アドレス値Ｙ≦MAX(χ)のとき、ＡＮＤゲート５
２へＨ（High）レベルの電圧信号を出力し、Ｙ＞MAX
(χ)のとき、ＡＮＤゲート５４へＨレベルを出力する。
比較器４６は、Ｙ≧MIN(χ)のとき、ＡＮＤゲート５２
へＨレベルを出力し、Ｙ＜MIN(χ)のとき、ＡＮＤゲー
ト５６へＨレベルを出力する。比較器４８は、Ｙ＞MAX
(χ-1)のとき、ＡＮＤゲート５６へＨレベルを出力し、
比較器５０は、Ｙ＜MIN(χ-1)のとき、ＡＮＤゲート５
４へＨレベルを出力する。

【００２７】よって、ＡＮＤゲート５２は、Ｙアドレス
が次に示す（１）式を満たすとき、またＡＮＤゲート５
４は、Ｙアドレスが（２）式を満たすとき、そしてＡＮ
Ｄゲート５６は、Ｙアドレスが（３）式を満たすとき、
それぞれＨレベルを出力する。ＯＲゲート５８は、これ
らのＡＮＤゲート５２、５４、５６の出力の論理和を出
力する。 MIN(χ)≦Ｙ≦MAX(χ) ………（１） MAX(χ)＜Ｙ＜MIN(χ-1) ………（２） MAX(χ-1)＜Ｙ＜MIN(χ) ………（３） ＯＲゲート５８の出力は、信号波形処理部４から出力さ
れ、画像メモリ６０に入力される。画像メモリ６０は、
波形処理制御回路からＹアドレス、及びスクロールサン
プリングクロックに同期してインクリメントされるＸア
ドレス値を得て、これら両アドレス値で指定される位置
にＯＲゲート５８からの出力を格納する。ここでχをＸ
アドレス値とすることができ、また（１）〜（３）式を
満たすＹをξとすると、（χ，ξ）で指定される画像メ
モリ６０のアドレスに、Ｈレベルが画素値としてセット
され、他のアドレスにＬ（Low）レベルが画素値として
セットされる。ＣＲＴ等の表示器（図示せず）には、こ
の画像メモリ６０のデータに基づいて生成されるビデオ
信号が出力される。

【００２８】図３は、本装置の信号波形処理を説明する
ための図であり、サンプリング後の心音波形の一例とこ
れに本発明の処理を行った信号波形画像の模式図を示
す。この図は、従来技術の説明で用いた図４と対比され
得るように、同様の表現方法により表されている。図３
の左側に示すサンプリング後の心音波形の例は、図４の
例と同一であり、やはりサンプリングレートは１ｋＨｚ
である。図３の右側に示す処理後の信号波形画像は、や
はり従来技術の説明での例と同様、連続する１５個の振
幅値に対し４回のスクロールサンプリングを行う例であ
り、スクロールサンプリングクロックは約２６７Ｈｚと
なる。

【００２９】部分列決定手段によって、サンプリング点
ａ〜ｒは、｛ａ，ｂ，ｃ｝、｛ｄ，ｅ，ｆ，ｇ｝、
｛ｈ，ｉ，ｊ，ｋ｝、｛ｌ，ｍ，ｎ，ｏ｝、｛ｐ，ｑ，
ｒ｝という５つに区分され、これらそれぞれに振幅値列
の部分列７０〜７４が対応する。これら各部分列のχ
を、順に１〜５とする。各部分列に対し、最大値最小値
保持回路６が、最大値MAX(χ)、最小値MIN(χ)を求め
る。図に示す例では、χ＝１〜５に対するMAX(χ)はそ
れぞれＤ(b)、Ｄ(e)、Ｄ(k)、Ｄ(n)、Ｄ(p)である。ま
たχ＝１〜５に対するMIN(χ)はそれぞれＤ(c)、Ｄ
(d)、Ｄ(h)、Ｄ(l)、Ｄ(r)である。

【００３０】これら最大値、最小値を得て、振幅画像デ
ータ生成手段が、（１）〜（３）式に基づいて、Ｘ座標
χでのＹ軸方向に伸びた線状のライン画像データを生成
する。（１）式によって、各部分列について求められた
最大値と最小値とを結ぶ線が、画像データとして生成さ
れる。例えば、図に示す例では、χ＝１に対して、画素
（１，Ｄ(b)）と画素（１，Ｄ(c)）とを結ぶ線上の各画
素に画素データが付与される。図３右側の信号波形画像
において、（１）式により生成された画素データは、○
印で表されている。

【００３１】（２）式、（３）式は、隣接する２つの部
分列それぞれに対する（１）式で表される範囲の間に隙
間がある場合に、それを補間する画素データを生成する
ためのものである。すなわちχ番目の部分列に対応する
ライン画素データＬ(χ)が、（χ−１）番目の部分列に
対応するライン画素データＬ(χ-1)より画像イメージに
おいて下（Ｙ軸の負の向き）に位置するとき、（２）式
によってＬ(χ)の上端がＬ(χ-1)の下端に達するまで延
長される。また、Ｌ(χ)がＬ(χ-1)より画像イメージに
おいて上（Ｙ軸の正の向き）に位置するとき、（３）式
によってＬ(χ)の下端がＬ(χ-1)の上端に達するまで延
長される。例えば、図３右側の信号波形画像では（３）
式によりχ＝４におけるライン画像データは、下側に×
印で表す３画素分付加され、χ＝３のライン画像データ
の上端Ｄ(k)より１つ上のＹ座標であるＤ(k)＋１まで延
長される。

【００３２】図３、図４を見比べると、本発明の特徴が
明らかになる。すなわち、本装置によれば、心音波形の
サンプリング点ｂ、ｅ、ｎの振幅値が信号波形画像に表
されるのに対し、従来の装置の信号波形画像には、これ
らのサンプリング点の情報は間引きにより欠落してしま
うので表されない。このように、本装置では、各部分列
における振幅値の変動範囲全体がライン画像データとし
て表されるので、それらライン画像データを並べて得ら
れる信号波形の画像は、元の心音波形のアウトラインが
精度良く再現されるという特徴を有する。また、
（２）、（３）式に基づく処理により、隣接する部分列
に対するライン画像データ間の隙間が補間されるので、
信号波形が途中で切れることがない。これにより、信号
波形が、視覚的に把握・認識されやすくなる。

【００３３】なお、ライン画像データ間の補間は、２つ
のライン画像データがＹ軸方向に数画素オーバーラップ
するように行われてもよい。例えば、図４に示す例に関
して言えば、χ＝４のライン画像データの下端をさらに
１画素付加して、χ＝３のライン画像データの上端と同
じＹ座標Ｄ(k)まで延長し、両ライン画像データをＹ方
向に１画素オーバーラップさせれば、波形の連続性が強
調された印象を与える信号波形画像が得られるであろ
う。また、信号波形の表示器上の輝度が強い場合など
は、逆に補間画素を１画素ないし数画素、減らしても波
形の連続性の認識にはそれほど影響はなく、却ってすっ
きりした印象を与える信号波形画像が得られる。

【００３４】また、部分列をその両端がオーバーラップ
するように定めれば、（２）、（３）式の処理は不要と
なり、（１）式の処理のみで、常にＹ軸方向の隙間を生
じないライン画像データが隣接する部分列に対し生成さ
れる。

【００３５】さて、上記実施形態の装置では、振幅値分
布範囲の上限、下限それぞれは、最大値最小値保持回路
６によって、各部分列に含まれる振幅値の最大値、最小
値に設定されたが、他の振幅値分布範囲の決定の仕方も
可能である。例えば、最大値最小値保持回路６の代わり
にＣＰＵなどの演算器を用いて、各部分列に含まれる振
幅値の平均値ｍ、標準偏差σを算出し、適当な実数ｎを
設定して、各振幅値分布範囲を（ｍ−ｎσ，ｍ＋ｎσ）
で定義してもよい。この平均値、標準偏差を用いる例
は、部分列に含まれる振幅値の数が多い場合に統計処理
の効果が得られて特に有効である。この統計的な方法に
よれば、例えば、信号波形にスパイク状のノイズが含ま
れていても、そのノイズの振幅値による振幅値分布範囲
への影響が抑制される。つまり心音波形が、機器等で発
生するスパイクノイズに埋もれることなく表示される装
置が得られる。

【００３６】

【発明の効果】本発明の信号波形処理装置によれば、心
音波形等の信号波形のサンプリングデータを、より少な
いサンプリング点で表示する場合に、信号波形のアウト
ラインが精度良く再現される画像データが得られる効果
がある。つまり、本発明の信号波形処理装置により生成
された画像データを表示して得られる信号波形は、元の
信号波形の情報を多く残しているため、その信号波形の
意味する現象の正確な把握が容易となるという効果、例
えば、心音波形を用いた医療診断が正確に行われるとい
う効果がある。

【図面の簡単な説明】

【図１】 本発明の実施形態に係る生体信号波形の表示
機能を備えた超音波診断装置の主要な回路構成を示すブ
ロック図である。

【図２】 最大値最小値保持回路のブロック構成図であ
る。

【図３】 本装置の信号波形処理を説明するための模式
図である。

【図４】 従来の信号波形処理を説明するための模式図
である。

【符号の説明】

２ アナログ・デジタル変換器、４ 信号波形処理部、
６ 最大値最小値保持回路、１０，１２，１４，１８，
４０，４２ Ｄフリップフロップ、１６，２６，４４，
４６，４８，５０ 比較器、３４，３６，５２，５４，
５６ ＡＮＤゲート、６０ 画像メモリ。

Claims (4)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 信号波形をデジタルサンプリングした振
   幅値列が入力され、この振幅値列を複数の部分列に区切
   る部分列決定手段と、 前記各部分列ごとに、当該各部分列に含まれる振幅値の
   分布に応じた振幅値分布範囲を求める振幅値分布範囲決
   定手段と、 前記各部分列の前記振幅値分布範囲を振幅方向の座標範
   囲とするライン画像データを、前記各部分列ごとに生成
   する振幅画像データ生成手段と、 を有することを特徴とする信号波形処理装置。
2. 【請求項２】 前記各部分列ごとに生成される前記ライ
   ン画像データを蓄積し、これらを時間軸方向に並べた信
   号波形画像データを生成する波形画像データ生成手段を
   さらに有することを特徴とする請求項１記載の信号波形
   処理装置。
3. 【請求項３】 前記振幅値分布範囲決定手段は、 前記各部分列に含まれる前記振幅値の最大値と最小値と
   を求める最大最小決定手段を含み、 前記最大値と前記最小値をそれぞれ前記振幅値分布範囲
   の上限と下限に定めることを特徴とする請求項１又は請
   求項２に記載の信号波形処理装置。
4. 【請求項４】 隣接する２つの前記部分列のそれぞれの
   前記振幅値分布範囲の間に隙間が生じるかどうかを判定
   する隙間判定手段をさらに有し、 前記振幅画像データ生成手段は、前記隙間が生じる場合
   には、前記隣接する２つの前記部分列のうちの少なくと
   も一方の前記部分列に対する前記ライン画像データを延
   長して前記隙間を補間すること、を特徴とする請求項１
   から請求項３のいずれかに記載の信号波形処理装置。