JP2001170056A - Ultrasonic image display method and ultrasonograph - Google Patents
Ultrasonic image display method and ultrasonographInfo
- Publication number
- JP2001170056A JP2001170056A JP36148299A JP36148299A JP2001170056A JP 2001170056 A JP2001170056 A JP 2001170056A JP 36148299 A JP36148299 A JP 36148299A JP 36148299 A JP36148299 A JP 36148299A JP 2001170056 A JP2001170056 A JP 2001170056A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- projection
- value
- ultrasonic image
- ultrasonic
- dimensional data
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Granted
Links
Landscapes
- Ultra Sonic Daignosis Equipment (AREA)
Abstract
Description
【０００１】[0001]
【発明の属する技術分野】本発明は、超音波画像表示方
法および超音波診断装置に関し、さらに詳しくは、血管
壁についての情報を描出することが出来る超音波画像表
示方法および超音波診断装置に関する。特に、血管等の
走行状況を認識するのに有用である。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to an ultrasonic image display method and an ultrasonic diagnostic apparatus, and more particularly, to an ultrasonic image display method and an ultrasonic diagnostic apparatus capable of drawing information on a blood vessel wall. In particular, it is useful for recognizing the running conditions of blood vessels and the like.
【０００２】[0002]
【従来の技術】図１５は、特開平９−２４３３４２号公
報に開示された超音波診断装置を示すブロック図であ
る。この超音波診断装置５００は、超音波パルスを送信
し超音波エコーを受信する超音波探触子１と、走査平面
を電子走査して音線信号を取得する送受信制御部５２
と、前記超音波エコーの強度に基づく画像データを生成
するＢモード処理部５３と、前記超音波エコーのドプラ
成分の位相に基づく画像データを生成するＣＦモード処
理部５４と、前記超音波エコーのドプラ成分のパワーに
基づく画像データを生成するＰＤモード処理部５５と、
前記画像データにより表示画像を生成する中央処理部５
６と、前記表示画像を表示する表示部９と、操作者が指
示を入力する入力装置５８とを具備している。また、前
記中央処理部５６は、時間／縦軸変換部６１と、深さ関
数処理部６２と、範囲ＩＰ（Intensity Ｐrojection）
処理部６３とを含んでいる。これらについては後述す
る。なお、Ｘ方向は、多数の音線が並ぶ方向すなわち電
子走査の方向である。Ｙ方向は、走査平面に直交する方
向である。Ｚ方向は、被検体の深さ方向である。2. Description of the Related Art FIG. 15 is a block diagram showing an ultrasonic diagnostic apparatus disclosed in Japanese Patent Application Laid-Open No. 9-243342. The ultrasonic diagnostic apparatus 500 includes an ultrasonic probe 1 that transmits an ultrasonic pulse and receives an ultrasonic echo, and a transmission / reception control unit 52 that electronically scans a scan plane to obtain a sound ray signal.
A B-mode processing unit 53 that generates image data based on the intensity of the ultrasonic echo; a CF mode processing unit 54 that generates image data based on the phase of the Doppler component of the ultrasonic echo; A PD mode processing unit 55 that generates image data based on the power of the Doppler component,
Central processing unit 5 for generating a display image based on the image data
6, a display unit 9 for displaying the display image, and an input device 58 for an operator to input an instruction. The central processing unit 56 includes a time / vertical axis conversion unit 61, a depth function processing unit 62, and a range IP (Intensity Projection).
And a processing unit 63. These will be described later. The X direction is a direction in which many sound rays are arranged, that is, a direction of electronic scanning. The Y direction is a direction orthogonal to the scanning plane. The Z direction is a depth direction of the subject.
【０００３】図１６の（ａ）は、超音波探触子１をＹ方
向に移動しながら走査し、各時刻ｔ１，ｔ２，…での走
査平面Ｐ(t1)，Ｐ(t2)，…での、深さ関数ｚa(X)と深さ
関数ｚb(X)とで規定される深さ範囲のＢモードデータの
最小値を投影して、Ｃモード画像Ｃipを得ることを表し
ている。なお、ここでいうＣモード画像Ｃipは、本来の
Ｃモード画像とは違うが、Ｃモード画像に準じた画像で
あるため、Ｃモード画像と呼ぶこととする。図１６の
（ｂ）は、前記Ｃモード画像Ｃipを表している。血管
Ａ，Ｂが投影された血管像α，βが描出されている。FIG. 16A shows a state in which the ultrasonic probe 1 is scanned while moving in the Y direction, and is scanned on scanning planes P (t1), P (t2),. Represents that the C mode image Cip is obtained by projecting the minimum value of the B mode data in the depth range defined by the depth function za (X) and the depth function zb (X). Note that the C-mode image Cip here is different from the original C-mode image, but is an image conforming to the C-mode image, and is therefore referred to as a C-mode image. FIG. 16B shows the C-mode image Cip. Blood vessel images α and β on which blood vessels A and B are projected are depicted.
【０００４】前記時間／縦軸変換部６１は、音線データ
からＣモード画像Ｃipを作成する際に、該音線データの
走査位置をＣモード画像Ｃipの横軸の座標Ｈに変換する
と共に、該音線データを得た時間（移動開始からの経過
時間）をＣモード画像Ｃipの縦軸の座標Ｖに変換する。
前記深さ関数処理部６２は、操作者との対話により深さ
関数ｚa(X)と深さ関数ｚb(X)とを設定する。前記範囲Ｉ
Ｐ処理部６３は、各音線上の深さ関数ｚa(X)と深さ関数
ｚb(X)で規定される深さ範囲のＢモードデータの最小値
を、Ｃモード画像Ｃipの座標（Ｈ，Ｖ）の画素値とす
る。The time / vertical axis converter 61 converts the scanning position of the sound ray data into the coordinate H of the horizontal axis of the C mode image Cip when creating the C mode image Cip from the sound ray data. The time at which the sound ray data was obtained (the elapsed time from the start of the movement) is converted into the coordinate V on the vertical axis of the C-mode image Cip.
The depth function processing unit 62 sets a depth function za (X) and a depth function zb (X) through interaction with the operator. The range I
The P processing unit 63 determines the minimum value of the B mode data in the depth range defined by the depth function za (X) and the depth function zb (X) on each sound ray as the coordinates (H, V).
【０００５】[0005]
【発明が解決しようとする課題】上記従来の超音波診断
装置５００では、Ｃモード画像Ｃipの画素値として、音
線上のある範囲のＢモードデータの最小値をとってい
る。しかし、Ｂモードデータの最小値は、血管の内部に
在るため、血管壁についての情報が得られない問題点が
ある。そこで、本発明の目的は、血管壁についての情報
を描出することが出来る超音波画像表示方法および超音
波診断装置を提供することにある。In the conventional ultrasonic diagnostic apparatus 500, the minimum value of a certain range of B-mode data on a sound ray is taken as the pixel value of the C-mode image Cip. However, since the minimum value of the B-mode data is inside the blood vessel, there is a problem that information about the blood vessel wall cannot be obtained. Then, an object of the present invention is to provide an ultrasonic image display method and an ultrasonic diagnostic apparatus which can depict information about a blood vessel wall.
【０００６】[0006]
【課題を解決するための手段】第１の観点では、本発明
は、被検体を超音波で走査して取得した３次元データを
貫く各投影線上に在る前記３次元データの値から投影面
上の各画素の投影値を求め、それら投影値に基づいて画
像を表示する超音波画像表示方法であって、投影線上に
在る前記３次元データの値に基づいて音響学的に密な領
域から疎な領域へ変化する密疎変化成分と疎な領域から
密な領域へ変化する疎密変化成分の少なくとも一方を抽
出して前記投影値を決定し、前記密疎変化成分に基づく
投影値により得られた第１の超音波画像と，前記疎密変
化成分に基づく投影値により得られた第２の超音波画像
の少なくとも一方を表示することを特徴とする超音波画
像表示方法を提供する。組織と血管とを比べると、組織
は音響学的に密な領域であり、血管は音響学的に疎な領
域である。従って、ある投影線が、組織中にある血管を
通過するとき、投影方向手前側の血管壁（以下、手前側
血管壁という）では音響学的に密な領域から疎な領域へ
変化し、投影方向奥側の血管壁（以下、背面側血管壁と
いう）では音響学的に疎な領域から密な領域へ変化する
ことになる。従って、上記第１の観点による超音波画像
表示方法では、音響学的に密な領域から疎な領域へ変化
する密疎変化成分に基づく第１の超音波画像では、手前
側血管壁を抜き出して表示することが出来る。また、音
響学的に疎な領域から密な領域へ変化する疎密変化成分
に基づく第２の超音波画像では、背面側血管壁を抜き出
して表示することが出来る。よって、血管壁についての
情報を描出することが出来る。According to a first aspect of the present invention, there is provided a projection plane based on the values of said three-dimensional data present on each projection line passing through three-dimensional data acquired by scanning an object with ultrasonic waves. An ultrasonic image display method for obtaining a projection value of each pixel above and displaying an image based on the projection value, wherein an acoustically dense area is determined based on a value of the three-dimensional data on a projection line. And extracting at least one of a dense / sparse change component that changes from a sparse region to a dense region and a sparse / dense change component that changes from a sparse region to a dense region, and determines the projection value based on the projection value based on the dense / sparse change component. And displaying at least one of the obtained first ultrasonic image and a second ultrasonic image obtained by a projection value based on the density change component. When comparing tissue and blood vessels, tissue is an acoustically dense area and blood vessels are acoustically sparse. Therefore, when a certain projection line passes through a blood vessel in the tissue, an acoustically dense area changes to a sparse area in a blood vessel wall on the near side in the projection direction (hereinafter, referred to as a near side blood vessel wall). In the blood vessel wall on the far side in the direction (hereinafter, referred to as the back blood vessel wall), the acoustically sparse region changes to a dense region. Therefore, in the ultrasonic image display method according to the first aspect, in the first ultrasonic image based on the density change component that changes from an acoustically dense area to a sparse area, the near-side blood vessel wall is extracted. Can be displayed. Further, in the second ultrasonic image based on the sparse / dense change component that changes from an acoustically sparse region to a dense region, the back side blood vessel wall can be extracted and displayed. Therefore, information on the blood vessel wall can be drawn.
【０００７】第２の観点では、本発明は、上記第１の観
点の超音波画像表示方法において、被検体の内部の反射
による超音波エコーの位相に基づいて前記変化成分の抽
出を行うことを特徴とする超音波画像表示方法を提供す
る。音響学的に密な領域から疎な領域へと変化する界面
で反射された超音波と、音響学的に疎な領域から密な領
域へ変化する界面で反射された超音波とでは、位相が１
８０゜異なる。よって、上記第２の観点による超音波画
像表示方法では、超音波エコーの位相に基づいて、密疎
変化成分と疎密変化成分とを区別して抽出することが出
来る。According to a second aspect, the present invention provides the ultrasonic image display method according to the first aspect, wherein the change component is extracted based on a phase of an ultrasonic echo caused by internal reflection of the subject. An ultrasonic image display method is provided. The phase of the ultrasonic wave reflected at the interface changing from the acoustically dense area to the sparse area and the phase of the ultrasonic wave reflected at the interface changing from the acoustically sparse area to the dense area are different. 1
80 ° different. Therefore, in the ultrasonic image display method according to the second aspect, it is possible to distinguish and extract the sparse / dense change component and the sparse / dense change component based on the phase of the ultrasonic echo.
【０００８】第３の観点では、本発明は、被検体を超音
波で走査して取得した３次元データを貫く各投影線上に
在る前記３次元データの値から投影面上の各画素の投影
値を求め、それら投影値に基づいて画像を表示する超音
波画像表示方法であって、投影線上に在る前記３次元デ
ータの値を投影線方向に１次微分し、該１次微分値の最
小値を投影値として求める最小値投影処理と前記１次微
分値の最大値を投影値として求める最大値投影処理の少
なくとも一方を行い、前記最小値投影処理により得られ
た第１の超音波画像と前記最大値投影処理により得られ
た第２の超音波画像の少なくとも一方を表示することを
特徴とする超音波画像表示方法を提供する。例えば、Ｂ
モードデータの値は、音響学的に密な領域では大きく、
音響学的に疎な領域では小さくなる。従って、Ｂモード
データの値を投影線方向に１次微分すると、音響学的に
密な領域から疎な領域へ変化する界面では負の大きな値
となり、音響学的に疎な領域から密な領域へ変化する界
面では正の大きな値となる。一方、組織と血管とを比べ
ると、組織は音響学的に密な領域であり、血管は音響学
的に疎な領域である。従って、例えば、超音波探触子か
ら出た超音波が、組織中にある血管を通過するとき、超
音波探触子に近い側の血管壁では例えばＢモードデータ
の１次微分値は負の大きな値となり、超音波探触子から
遠い側の血管壁では例えばＢモードデータの１次微分値
は正の大きな値となる。従って、上記第３の観点による
超音波画像表示方法では、最小値投影処理により得られ
た第１の超音波画像では、手前側血管壁を抜き出して表
示することが出来る。また、最大値投影処理により得ら
れた第２の超音波画像では、背面側血管壁を抜き出して
表示することが出来る。よって、血管壁についての情報
を描出することが出来る。[0008] In a third aspect, the present invention provides a method for projecting each pixel on a projection plane from the value of the three-dimensional data on each projection line penetrating three-dimensional data acquired by scanning the subject with ultrasonic waves. An ultrasonic image display method for obtaining values and displaying an image based on the projection values, wherein the value of the three-dimensional data on the projection line is first-order differentiated in the projection line direction, and A first ultrasonic image obtained by performing at least one of a minimum value projection process for obtaining a minimum value as a projection value and a maximum value projection process for obtaining a maximum value of the first derivative as a projection value; And displaying at least one of a second ultrasonic image obtained by the maximum intensity projection processing. For example, B
Mode data values are large in acoustically dense areas,
It becomes smaller in acoustically sparse regions. Therefore, when the value of the B-mode data is first-order differentiated in the direction of the projection line, the interface changes from an acoustically dense area to a sparse area, and has a large negative value. At the interface that changes to a large positive value. On the other hand, comparing tissue and blood vessels, the tissue is an acoustically dense area, and the blood vessel is an acoustically sparse area. Therefore, for example, when the ultrasonic wave emitted from the ultrasonic probe passes through a blood vessel in the tissue, for example, the first-order differential value of the B-mode data is negative on the blood vessel wall near the ultrasonic probe. The B-mode data has a large positive value on the blood vessel wall farther from the ultrasound probe, for example. Therefore, in the ultrasonic image display method according to the third aspect, the near side blood vessel wall can be extracted and displayed in the first ultrasonic image obtained by the minimum value projection processing. In the second ultrasonic image obtained by the maximum intensity projection processing, the back blood vessel wall can be extracted and displayed. Therefore, information on the blood vessel wall can be drawn.
【０００９】第４の観点では、本発明は、被検体を超音
波で走査して取得した３次元データを貫く各投影線上に
在る前記３次元データの値から投影面上の各画素の投影
値を求め、それら投影値に基づいて画像を表示する超音
波画像表示方法であって、平面または曲面で規定される
基準面に垂直な投影線上に在る前記３次元データまたは
前記基準面から所定の厚みの範囲内の投影線上に在る前
記３次元データに基づいて音響学的に密な領域から疎な
領域へ変化する密疎変化成分と疎な領域から密な領域へ
変化する疎密変化成分の少なくとも一方を抽出して前記
投影値を決定し、前記密疎変化成分に基づく投影値によ
り得られた第１の超音波画像と，前記疎密変化成分に基
づく投影値により得られた第２の超音波画像の少なくと
も一方を表示することを特徴とする超音波画像表示方法
を提供する。組織と血管とを比べると、組織は音響学的
に密な領域であり、血管は音響学的に疎な領域である。
従って、ある投影線が、組織中にある血管を通過すると
き、手前側血管壁では音響学的に密な領域から疎な領域
へ変化し、背面側血管壁では音響学的に疎な領域から密
な領域へ変化することになる。従って、上記第４の観点
による超音波画像表示方法では、音響学的に密な領域か
ら疎な領域へ変化する密疎変化成分に基づく第１の超音
波画像では、手前側血管壁を抜き出して表示することが
出来る。また、音響学的に疎な領域から密な領域へ変化
する疎密変化成分に基づく第２の超音波画像では、背面
側血管壁を抜き出して表示することが出来る。よって、
血管壁についての情報を描出することが出来る。また、
任意の平面または曲面の基準面に対応する超音波画像
や、その基準面から所望の厚み範囲だけに対応する超音
波画像を作成できるから、必要な範囲内に限定でき、夾
雑物のない超音波画像を得ることが出来る。According to a fourth aspect, the present invention provides a method for projecting each pixel on a projection plane from a value of the three-dimensional data on each projection line penetrating three-dimensional data acquired by scanning an object with ultrasonic waves. An ultrasound image display method for obtaining a value and displaying an image based on the projection values, wherein the predetermined value is determined from the three-dimensional data or the reference plane on a projection line perpendicular to a reference plane defined by a plane or a curved surface. A density change component that changes from an acoustically dense area to a sparse area and a density change component that changes from a sparse area to a dense area based on the three-dimensional data on the projection line within the thickness range of Is extracted to determine the projection value, and a first ultrasonic image obtained from the projection value based on the density change component and a second ultrasonic image obtained from the projection value based on the density change component Display at least one of the ultrasound images To provide an ultrasonic image display method comprising and. When comparing tissue and blood vessels, tissue is an acoustically dense area and blood vessels are acoustically sparse.
Thus, when a projection line passes through a blood vessel in the tissue, it changes from an acoustically dense area to a sparse area on the near vessel wall, and from an acoustically sparse area on the dorsal vessel wall. It will change to a dense area. Therefore, in the ultrasonic image display method according to the fourth aspect, in the first ultrasonic image based on the density change component that changes from an acoustically dense area to a sparse area, the near-side blood vessel wall is extracted. Can be displayed. Further, in the second ultrasonic image based on the sparse / dense change component that changes from an acoustically sparse region to a dense region, the back side blood vessel wall can be extracted and displayed. Therefore,
Information about the blood vessel wall can be drawn. Also,
Since an ultrasonic image corresponding to an arbitrary plane or a curved reference surface or an ultrasonic image corresponding to only a desired thickness range can be created from the reference surface, the ultrasonic image can be limited to a necessary range and has no impurities. Images can be obtained.
【００１０】第５の観点では、本発明は、上記第４の観
点の超音波画像表示方法において、前記基準面と前記厚
みの少なくとも一方を操作者が指定することを特徴とす
る超音波画像表示方法を提供する。上記第５の観点によ
る超音波画像表示方法では、操作者が必要な範囲を限定
できるため、所望の夾雑物を除去した超音波画像を得る
ことが出来る。According to a fifth aspect of the present invention, in the ultrasonic image display method according to the fourth aspect, an operator designates at least one of the reference plane and the thickness. Provide a way. In the ultrasonic image display method according to the fifth aspect, the range required by the operator can be limited, so that an ultrasonic image from which desired contaminants have been removed can be obtained.
【００１１】第６の観点では、本発明は、上記第１の観
点から上記第５の観点のいずれかの超音波画像表示方法
における前記第２の超音波画像から前記第１の超音波画
像を減算して差分超音波画像を生成し、表示することを
特徴とする超音波画像表示方法を提供する。例えば、骨
の手前に血管が在る場合、前記第１の超音波画像では、
手前側血管壁は全て描出されるが、前記第２の超音波画
像では、骨と重なっている部分以外の背面側血管壁は描
出されるが、骨と重なっている部分では骨の手前側表面
が描出され、背面側血管壁は描出されない。そこで、差
分超音波画像をとると、骨と重なっている部分以外の手
前側血管壁は、背面側血管壁で打ち消されるが、骨と重
なっている部分の手前側血管壁は、打ち消されない。従
って、骨と重なっている部分の手前側血管壁が見える。
一方、骨の背後に血管が在る場合、前記第１の超音波画
像では、骨と重なっている部分以外の手前側血管壁は描
出されるが、骨と重なっている部分では超音波が骨を透
過できないため、手前側表面が描出されない。前記第２
の超音波画像でも、骨と重なっている部分以外の背面側
血管壁は描出されるが、骨と重なっている部分では骨の
手前側表面が描出され、背面側血管壁は描出されない。
そこで、差分超音波画像をとると、骨と重なっている部
分以外の手前側血管壁は、背面側血管壁で打ち消され、
また、骨と重なっている部分は手前側血管壁も背面側血
管壁も元々描出されないため、やはり描出されない。従
って、骨と重なっている血管壁は見えない。つまり、差
分超音波画像で、骨と重なっている部分の手前側血管壁
が見えれば、血管は骨より手前にあり、骨と重なってい
る部分の血管壁が見えなければ、血管は骨の背後にある
ことが判る。すなわち、血管の３次元的な位置を認識で
きる。そこで、上記第６の観点による超音波画像表示方
法では、第２の超音波画像から第１の超音波画像を減算
した差分超音波画像を表示するので、血管の３次元的な
位置を認識できるようになる。In a sixth aspect, the present invention provides a method of displaying an ultrasonic image according to any one of the first to fifth aspects, wherein the first ultrasonic image is obtained from the second ultrasonic image in the ultrasonic image display method. An ultrasonic image display method is provided, wherein subtraction is performed to generate and display a differential ultrasonic image. For example, when there is a blood vessel in front of the bone, in the first ultrasonic image,
Although the near-side blood vessel wall is completely drawn, in the second ultrasonic image, the back-side blood vessel wall other than the part overlapping with the bone is drawn, but the near-side surface of the bone is overlapped with the part overlapping with the bone. Are drawn, and the dorsal vessel wall is not drawn. Therefore, when a differential ultrasonic image is taken, the near side blood vessel wall other than the part overlapping with the bone is canceled by the back side blood vessel wall, but the near side blood vessel wall of the part overlapping with the bone is not cancelled. Therefore, the near side of the blood vessel wall overlapping with the bone can be seen.
On the other hand, when there is a blood vessel behind the bone, in the first ultrasonic image, the near side blood vessel wall other than the part overlapping with the bone is drawn, but the ultrasonic wave is applied to the part overlapping with the bone. , The front surface is not drawn. The second
In the ultrasonic image of, the back side blood vessel wall other than the part overlapping with the bone is depicted, but the front side surface of the bone is depicted in the part overlapping with the bone, and the back side vessel wall is not depicted.
Therefore, when taking a differential ultrasound image, the near side blood vessel wall other than the part overlapping with the bone is canceled by the back side blood vessel wall,
Further, the portion overlapping with the bone is not drawn because neither the near side blood vessel wall nor the back side blood vessel wall is originally drawn. Thus, the vessel wall overlapping the bone is not visible. In other words, in the differential ultrasound image, if the blood vessel wall on the near side of the part overlapping with the bone can be seen, the blood vessel is in front of the bone, and if the blood vessel wall of the part overlapping with the bone is not visible, the blood vessel is behind the bone. It turns out that there is. That is, the three-dimensional position of the blood vessel can be recognized. Therefore, in the ultrasonic image display method according to the sixth aspect, since a differential ultrasonic image obtained by subtracting the first ultrasonic image from the second ultrasonic image is displayed, the three-dimensional position of the blood vessel can be recognized. Become like
【００１２】第７の観点では、本発明は、超音波探触子
を用いて被検体の内部を走査して３次元データを取得す
る走査手段と、各投影線上に在る前記３次元データの値
に基づいて音響学的に密な領域から疎な領域へ変化する
密疎変化成分と疎な領域から密な領域へ変化する疎密変
化成分の少なくとも一方を抽出する変化成分抽出手段
と、前記密疎変化成分に基づいて投影面上の各画素の投
影値を求めて第１の超音波画像を生成するか又は前記疎
密変化成分に基づいて第２の超音波画像を生成する超音
波画像生成手段と、前記第１の超音波画像と前記第２の
超音波画像の少なくとも一方を表示する超音波画像表示
手段とを具備したことを特徴とする超音波診断装置を提
供する。上記第７の観点による超音波診断装置では、上
記第１の観点による超音波画像表示方法を好適に実施で
きる。According to a seventh aspect of the present invention, there is provided a scanning means for scanning the inside of a subject using an ultrasonic probe to obtain three-dimensional data, and a method for scanning the three-dimensional data existing on each projection line. A change component extracting means for extracting at least one of a dense / sparse change component that changes from an acoustically dense region to a sparse region based on the value and a sparse / dense change component that changes from a sparse region to a dense region; Ultrasound image generating means for obtaining a projection value of each pixel on the projection plane based on the coarse / small component and generating a first ultrasonic image or generating a second ultrasonic image based on the coarse / small component And an ultrasonic image display means for displaying at least one of the first ultrasonic image and the second ultrasonic image. In the ultrasonic diagnostic apparatus according to the seventh aspect, the ultrasonic image display method according to the first aspect can be suitably implemented.
【００１３】第８の観点では、本発明は、上記第７の観
点の超音波診断装置において、前記変化成分抽出手段
は、被検体の内部の反射による超音波エコーの位相に基
づいて前記変化成分の抽出を行うことを特徴とする超音
波診断装置を提供する。上記第８の観点による超音波診
断装置では、上記第２の観点による超音波画像表示方法
を好適に実施できる。According to an eighth aspect, in the ultrasonic diagnostic apparatus according to the seventh aspect, the variable component extracting means may include the variable component based on a phase of an ultrasonic echo due to internal reflection of the subject. The present invention provides an ultrasonic diagnostic apparatus characterized by performing extraction. In the ultrasonic diagnostic apparatus according to the eighth aspect, the ultrasonic image display method according to the second aspect can be suitably implemented.
【００１４】第９の観点では、本発明は、超音波探触子
を用いて被検体の内部を走査して３次元データを取得す
る走査手段と、各投影線上に在る前記３次元データの値
を投影線方向に１次微分する１次微分手段と、１次微分
値の最小値を投影面上の各画素の投影値として求める最
小値投影処理と前記１次微分値の最大値を前記投影値と
して求める最大値投影処理の少なくとも一方を行う投影
処理手段と、前記最小値投影処理により得られた第１の
超音波画像と前記最大値投影処理により得られた第２の
超音波画像の少なくとも一方を表示する超音波画像表示
手段とを具備したことを特徴とする超音波診断装置を提
供する。上記第９の観点による超音波診断装置では、上
記第３の観点による超音波画像表示方法を好適に実施で
きる。According to a ninth aspect, the present invention provides a scanning means for scanning the inside of an object using an ultrasonic probe to obtain three-dimensional data, and a method for scanning the three-dimensional data existing on each projection line. A first-order differentiating means for performing a first-order differentiation on the value in the projection line direction, a minimum value projection process for obtaining a minimum value of the first-order differential value as a projection value of each pixel on the projection surface, and Projection processing means for performing at least one of a maximum value projection process obtained as a projection value, and a first ultrasonic image obtained by the minimum value projection process and a second ultrasonic image obtained by the maximum value projection process An ultrasonic diagnostic apparatus comprising: an ultrasonic image display unit that displays at least one of them. In the ultrasonic diagnostic apparatus according to the ninth aspect, the ultrasonic image display method according to the third aspect can be suitably implemented.
【００１５】第１０の観点では、本発明は、超音波探触
子を用いて被検体の内部を走査して３次元データを取得
する走査手段と、平面または曲面で規定される基準面に
垂直な投影線上に在る前記３次元データまたは前記基準
面から所定の厚みの範囲内の投影線上に在る前記３次元
データの値に基づいて音響学的に密な領域から疎な領域
へ変化する密疎変化成分と疎な領域から密な領域へ変化
する疎密変化成分の少なくとも一方を抽出する変化成分
抽出手段と、前記密疎変化成分に基づいて投影面上の各
画素の投影値を求めて第１の超音波画像を生成するか又
は前記疎密変化成分に基づいて第２の超音波画像を生成
する超音波画像生成手段と、前記第１の超音波画像と前
記第２の超音波画像の少なくとも一方を表示する超音波
画像表示手段とを具備したことを特徴とする超音波診断
装置を提供する。上記第１０の観点による超音波診断装
置では、上記第４の観点による超音波画像表示方法を好
適に実施できる。[0015] In a tenth aspect, the present invention provides a scanning device for scanning the inside of a subject using an ultrasonic probe to acquire three-dimensional data, and a scanning unit perpendicular to a reference plane defined by a plane or a curved surface. The acoustically dense area changes to a sparse area based on the value of the three-dimensional data existing on a simple projection line or the three-dimensional data existing on a projection line within a predetermined thickness range from the reference plane. A change component extracting means for extracting at least one of a density change component and a density change component that changes from a sparse area to a density area; and obtaining a projection value of each pixel on a projection plane based on the density change component. An ultrasonic image generating means for generating a first ultrasonic image or generating a second ultrasonic image based on the density change component, and generating the first ultrasonic image and the second ultrasonic image Ultrasonic image display means for displaying at least one of the To provide an ultrasonic diagnostic apparatus characterized by Bei was. The ultrasonic diagnostic apparatus according to the tenth aspect can suitably implement the ultrasonic image display method according to the fourth aspect.
【００１６】第１１の観点では、本発明は、上記第１０
の観点の超音波診断装置において、前記基準面の指定を
操作者から受け付ける基準面入力手段と、前記厚みの指
定を操作者から受け付ける厚み入力手段の少なくとも一
方を具備したことを特徴とする超音波診断装置を提供す
る。上記第１１の観点による超音波診断装置では、上記
第５の観点による超音波画像表示方法を好適に実施でき
る。According to an eleventh aspect, the present invention provides the above-mentioned tenth aspect.
The ultrasonic diagnostic apparatus according to the above aspect, further comprising: at least one of a reference plane input unit that receives designation of the reference plane from an operator, and a thickness input unit that receives designation of the thickness from the operator. A diagnostic device is provided. The ultrasonic diagnostic apparatus according to the eleventh aspect can suitably implement the ultrasonic image display method according to the fifth aspect.
【００１７】第１２の観点では、本発明は、上記第７の
観点から上記第１１の観点のいずれかの超音波診断装置
における前記第２の超音波画像から前記第１の超音波画
像を減算する画像減算手段と、前記減算により得られた
差分超音波画像を表示する差分超音波画像表示手段とを
具備したことを特徴とする超音波診断装置を提供する。
上記第１２の観点による超音波診断装置では、上記第６
の観点による超音波画像表示方法を好適に実施できる。According to a twelfth aspect, the present invention provides the ultrasonic diagnostic apparatus according to any one of the seventh to eleventh aspects, wherein the first ultrasonic image is subtracted from the second ultrasonic image. An ultrasonic diagnostic apparatus comprising: an image subtracting unit that performs subtraction; and a differential ultrasonic image display unit that displays a differential ultrasonic image obtained by the subtraction.
In the ultrasonic diagnostic apparatus according to the twelfth aspect, the sixth aspect
The ultrasonic image display method according to the aspect described above can be suitably performed.
【００１８】[0018]
【発明の実施の形態】以下、図に示す実施の形態により
本発明をさらに詳細に説明する。なお、これにより本発
明が限定されるものではない。DETAILED DESCRIPTION OF THE PREFERRED EMBODIMENTS Hereinafter, the present invention will be described in more detail with reference to the embodiments shown in the drawings. Note that the present invention is not limited by this.
【００１９】−第１の実施形態− 図１は、本発明の第１の実施形態にかかる超音波診断装
置のブロック図である。この超音波診断装置１００は、
超音波パルスを送信し超音波エコーを受信する超音波探
触子１と、走査平面を電子走査して音線信号を取得する
送受信制御部２と、前記超音波エコーの強度に基づいて
Ｂモードの３次元データを生成する画像リフォーメーシ
ョン（reformation）部３と、前記３次元データを投影
方向（視点を起点として投影しようとする方向）に沿っ
て１次微分して１次微分値を出力する１次微分処理部４
と、前記１次微分値の低レベル成分をカットしてノイズ
を除去するノイズ除去処理部５と、最小値投影（mIP;mi
nimum Intensity Projection）処理を行って最小値投影
超音波画像Ｇｍを得る最小値投影処理部６と、最大値投
影（MIP;Maximum Intensity Projection）処理を行って
最大値投影超音波画像ＧＭを得る最大値投影処理部７
と、前記最小値投影処理部６の出力と前記最大値投影処
理部７の出力の一方を選択するスイッチ８と、画像を表
示する表示部９とを具備して構成されている。なお、Ｘ
方向は、多数の音線が並ぶ方向すなわち電子走査の方向
である。Ｙ方向は、走査平面に直交する方向であり、こ
の方向に超音波探触子１を移動させる。Ｚ方向は、被検
体の深さ方向である。-First Embodiment- FIG. 1 is a block diagram of an ultrasonic diagnostic apparatus according to a first embodiment of the present invention. This ultrasonic diagnostic apparatus 100
An ultrasonic probe 1 for transmitting an ultrasonic pulse and receiving an ultrasonic echo, a transmission / reception control unit 2 for electronically scanning a scanning plane to obtain a sound ray signal, and a B mode based on the intensity of the ultrasonic echo An image reforming unit 3 for generating the three-dimensional data of (1), and outputting a first-order differential value by performing first-order differentiation of the three-dimensional data along a projection direction (direction in which the viewpoint is to be projected as a starting point) Next differential processing unit 4
And a noise removal processing unit 5 that cuts low-level components of the first derivative to remove noise, and a minimum value projection (mIP; mi)
A minimum value processing unit 6 for performing a minimum intensity projection image processing to obtain a minimum projection ultrasonic image Gm, and a maximum value for obtaining a maximum projection ultrasonic image GM by performing a maximum intensity projection (MIP) processing Projection processing unit 7
And a switch 8 for selecting one of the output of the minimum value projection processing section 6 and the output of the maximum value projection processing section 7, and a display section 9 for displaying an image. Note that X
The direction is the direction in which many sound rays are arranged, that is, the direction of electronic scanning. The Y direction is a direction orthogonal to the scanning plane, and moves the ultrasonic probe 1 in this direction. The Z direction is a depth direction of the subject.
【００２０】図２は、前記ノイズ除去処理部５の入出力
特性を示すグラフである。一次微分値が−ａ以上＋ａ以
下の範囲内にあるときは、それをノイズと見なし、出力
レベルをゼロとする。なお、前記ノイズ除去処理部５
は、例えばルックアップテーブルにより実現する。FIG. 2 is a graph showing the input / output characteristics of the noise removal processing unit 5. When the primary differential value is within the range from -a to + a, it is regarded as noise, and the output level is set to zero. The noise removal processing unit 5
Is realized by, for example, a lookup table.
【００２１】図３は、超音波探触子１をＹ方向に移動し
ながら各走査平面Ｐ(y1)，Ｐ(y2)，…に対応するＢモー
ドデータを収集し、３次元データを生成することを表し
ている。いま、この３次元データにおいて、被検体の組
織ｉの内部に血管Ａ，Ｂが走行すると共に骨Ｃが存在し
ているものとする。３次元データの投影方向に沿った１
次微分値の最小値または最大値が、投影面Ｆｐ上の各画
素ｅの画素値として投影される。この投影面Ｆｐ上の各
画素ｅの画素値から最小値投影超音波画像Ｇｍまたは最
大値投影超音波画像ＧＭが生成される。FIG. 3 shows that the ultrasonic probe 1 is moved in the Y direction to collect B-mode data corresponding to each scanning plane P (y1), P (y2),... To generate three-dimensional data. It represents that. Now, in this three-dimensional data, it is assumed that blood vessels A and B are running and bone C is present inside the tissue i of the subject. 1 along the projection direction of 3D data
The minimum value or the maximum value of the next differential value is projected as the pixel value of each pixel e on the projection plane Fp. The minimum value projection ultrasonic image Gm or the maximum value projection ultrasonic image GM is generated from the pixel value of each pixel e on the projection plane Fp.
【００２２】図４は、組織ｉ内を血管Ａが走行している
部分に対応するＢモードデータと１次微分値の説明図で
ある。図４の（ａ）は、組織ｉ内を血管Ａが走行する部
分の断面を模式的に表している。図４の（ｂ）は、Ｚ方
向に沿ったＢモードデータの値の変化を表している。Ｂ
モードデータの値は、血管Ａに比べて音響学的に密な領
域である組織ｉでは比較的大きな値となり、組織ｉに比
べて音響学的に疎な領域である血管Ａでは比較的小さな
値となる。図４の（ｃ）は、前記Ｂモードデータの値を
投影方向（ここではＺ方向）に沿って１次微分した１次
微分値を表している。１次微分値は、組織ｉから血管Ａ
に移る界面で負の大きな値となり、血管Ａから組織ｉに
移る界面で正の大きな値となる。FIG. 4 is an explanatory diagram of B-mode data and a first-order differential value corresponding to a portion where the blood vessel A runs in the tissue i. FIG. 4A schematically illustrates a cross section of a portion where the blood vessel A runs in the tissue i. FIG. 4B illustrates a change in the value of the B-mode data along the Z direction. B
The value of the mode data is relatively large in the tissue i, which is an acoustically dense area compared to the blood vessel A, and is relatively small in the blood vessel A, which is an acoustically sparse area compared to the tissue i. Becomes FIG. 4C illustrates a first-order differential value obtained by performing a first-order differentiation on the value of the B-mode data along the projection direction (here, the Z direction). The first derivative value is obtained from the blood vessel A from the tissue i.
Is large at the interface that moves from the blood vessel A to the tissue i.
【００２３】図５は、組織ｉ内に骨Ｃが存在している部
分に対応するＢモードデータと１次微分値の説明図であ
る。図５の（ａ）は、組織ｉ内に骨Ｃが存在する部分の
断面を模式的に表している。図５の（ｂ）は、Ｚ方向に
沿ったＢモードデータの値の変化を表している。Ｂモー
ドデータ値は、骨Ｃに比べて音響学的に疎な領域である
組織ｉでは比較的小さな値となり、組織ｉに比べて音響
学的に密な領域である骨Ｃの表面では比較的大きな値と
なる。なお、骨Ｃの表面で超音波が反射されるため、そ
の背後のデータは存在しない。図５の（ｃ）は、前記Ｂ
モードデータ値を投影方向（ここではＺ方向）に沿って
１次微分した１次微分値を表している。１次微分値は、
組織ｉから骨Ｃに移る界面で正の大きな値となる。FIG. 5 is an explanatory diagram of B-mode data corresponding to a portion where the bone C exists in the tissue i and the primary differential value. FIG. 5A schematically shows a cross section of a portion where the bone C exists in the tissue i. FIG. 5B illustrates a change in the value of the B-mode data along the Z direction. The B-mode data value is relatively small in the tissue i, which is an acoustically sparse area compared to the bone C, and is relatively small in the surface of the bone C, which is an acoustically dense area as compared to the tissue i. This is a large value. Since the ultrasonic wave is reflected on the surface of the bone C, there is no data behind the ultrasonic wave. FIG.
This represents a first-order differential value obtained by performing a first-order differentiation on the mode data value along the projection direction (here, the Z direction). The first derivative is
It takes a large positive value at the interface from the tissue i to the bone C.
【００２４】図６は、前記最小値投影処理部６で生成さ
れる最小値投影超音波画像Ｇｍを示す模式図である。こ
の最小値投影超音波画像Ｇｍでは、手前側血管壁αｍ，
βｍが描出される。骨Ｃは見えない。また、骨Ｃの表面
で超音波が反射されてしまうため、骨Ｃの背後の血管Ｂ
の部分Ｑｍの手前側血管壁も見えない。FIG. 6 is a schematic view showing a minimum value projection ultrasonic image Gm generated by the minimum value projection processing section 6. In the minimum intensity projection ultrasonic image Gm, the near side blood vessel wall αm,
βm is drawn. Bone C is not visible. Further, since the ultrasonic wave is reflected on the surface of the bone C, the blood vessel B behind the bone C
The blood vessel wall on the near side of the portion Qm is not visible.
【００２５】図７は、前記最大値投影処理部７で生成さ
れる最大値投影超音波画像ＧＭを示す模式図である。こ
の最大値投影超音波画像ＧＭでは、背面側血管壁αＭ，
βＭが描出される。また、骨表面像γが描出される。骨
Ｃより背後にある背後の血管Ｂの部分は、骨Ｃで隠れる
ため、見えない。また、骨Ｃの手前にある血管Ａの部分
ＱＭは、骨表面像γでの１次微分値が血管Ａの背面側血
管壁での１次微分値より大きいため、描出されない。FIG. 7 is a schematic diagram showing a maximum intensity projection ultrasonic image GM generated by the maximum intensity projection processing section 7. In the maximum intensity projection ultrasonic image GM, the back side blood vessel wall αM,
βM is depicted. Further, a bone surface image γ is drawn. The portion of the blood vessel B behind the bone C is hidden by the bone C and is not visible. The portion QM of the blood vessel A in front of the bone C is not drawn because the primary differential value in the bone surface image γ is larger than the primary differential value of the blood vessel A on the back side blood vessel wall.
【００２６】以上の超音波診断装置１００によれば、最
小値投影処理部６により、骨Ｃを描出せずに、血管Ａ，
Ｂの手前側壁面のみを描出できる。また、最大値投影処
理部７により、骨Ｃと共に血管Ａ，Ｂの背面側壁面を描
出できる。According to the ultrasonic diagnostic apparatus 100 described above, the minimum value projection processing unit 6 does not render the bone C,
Only the front side wall surface of B can be drawn. In addition, the maximum intensity projection processing unit 7 can render the back side wall surfaces of the blood vessels A and B together with the bone C.
【００２７】−第２の実施形態− 図８は、本発明の第２の実施形態にかかる超音波診断装
置のブロック図である。この超音波診断装置２００は、
超音波パルスを送信し超音波エコーを受信する超音波探
触子１と、走査平面を電子走査して音線信号を取得する
送受信制御部２と、前記超音波エコーの強度に基づいて
Ｂモードの３次元データを生成する画像リフォーメーシ
ョン部３と、投影方向に沿って前記３次元データを１次
微分して１次微分値を出力する１次微分処理部４と、前
記３次元データの低レベル成分をカットしてノイズを除
去するノイズ除去処理部５と、最小値投影処理を行って
最小値投影超音波画像Ｇｍを得る最小値投影処理部６
と、最大値投影処理を行って最大値投影超音波画像ＧＭ
を得る最大値投影処理部７と、前記最大値投影超音波画
像ＧＭから前記最小値投影超音波画像Ｇｍを減算して差
分超音波画像Ｇｄを生成する減算器４１と、画像を表示
する表示部９とを具備して構成されている。Second Embodiment FIG. 8 is a block diagram of an ultrasonic diagnostic apparatus according to a second embodiment of the present invention. This ultrasonic diagnostic apparatus 200
An ultrasonic probe 1 for transmitting an ultrasonic pulse and receiving an ultrasonic echo, a transmission / reception control unit 2 for electronically scanning a scanning plane to obtain a sound ray signal, and a B mode based on the intensity of the ultrasonic echo An image reforming unit 3 for generating three-dimensional data of the following; a first-order differentiation processing unit 4 for performing first-order differentiation of the three-dimensional data along a projection direction to output a first-order differential value; A noise removal processing unit 5 that cuts components to remove noise, and a minimum value projection processing unit 6 that performs a minimum value projection process to obtain a minimum value projection ultrasonic image Gm
And maximum value projection processing to perform a maximum value projection ultrasonic image GM
, A subtractor 41 that subtracts the minimum value projection ultrasound image Gm from the maximum value projection ultrasound image GM to generate a differential ultrasound image Gd, and a display unit that displays the image. 9 is provided.
【００２８】図９は、前記差分超音波画像Ｇｄを示す模
式図である。最小値投影超音波画像Ｇｍが図６に示した
ものとし、最大値投影超音波画像ＧＭが図７に示したも
のとすると、差分超音波画像Ｇｄでは、骨表面像γが表
示されると共に、血管Ａが骨Ｃの手前で骨Ｃと重なる部
分の手前側血管壁αｍＱが表示される。FIG. 9 is a schematic diagram showing the differential ultrasonic image Gd. Assuming that the minimum value projection ultrasound image Gm is shown in FIG. 6 and the maximum value projection ultrasound image GM is shown in FIG. 7, a bone surface image γ is displayed in the difference ultrasound image Gd, The near side blood vessel wall αmQ of the portion where the blood vessel A overlaps the bone C before the bone C is displayed.
【００２９】以上の超音波診断装置２００によれば、血
管Ａ，Ｂが骨Ｃの手前にあるか背後にあるかの３次元的
な位置関係を正確に認識することが出来る。According to the ultrasonic diagnostic apparatus 200 described above, it is possible to accurately recognize the three-dimensional positional relationship between the blood vessels A and B in front of and behind the bone C.
【００３０】−第３の実施形態− 図１０は、本発明の第３の実施形態にかかる超音波診断
装置のブロック図である。この超音波診断装置３００
は、前記第１の実施形態に係る超音波診断装置１００の
構成に加えて、最小値投影処理や最大値投影処理を行う
基準となる基準面の指定を操作者から受け付ける基準面
入力部２１と、厚みの指定を操作者から受け付ける厚み
入力部２２と、最小値投影処理部６による最小値投影処
理や最大値投影処理部７による最大値投影処理を行う範
囲を前記基準面を基準とする前記厚みの範囲内に制限す
るように制御する投影処理範囲制御部２３とを具備して
いる。なお、前記基準面として、任意の３次元曲面を設
定することが可能である。Third Embodiment FIG. 10 is a block diagram of an ultrasonic diagnostic apparatus according to a third embodiment of the present invention. This ultrasonic diagnostic apparatus 300
A reference plane input unit 21 for receiving, from an operator, designation of a reference plane on which a minimum value projection process and a maximum value projection process are to be performed, in addition to the configuration of the ultrasonic diagnostic apparatus 100 according to the first embodiment. A range in which the minimum value projection processing by the minimum value projection processing unit 6 or the maximum value projection processing by the maximum value projection processing unit 7 is performed using the reference plane as a reference. And a projection processing range control unit 23 for controlling the thickness to be limited within the range of the thickness. Note that an arbitrary three-dimensional curved surface can be set as the reference surface.
【００３１】図１１は、前記最小値投影処理部６および
前記最大値投影処理部７による投影処理の厚み制限を示
す説明図である。前記最小値投影処理部６は、基準面Ｆ
ｓを垂直な方向に貫く各投影線上に在る３次元データの
１次微分値のうち、基準面Ｆｓを中心とする厚みτの範
囲内に在る１次微分値についての最小値を投影面Ｆｐ上
の各画素ｅの画素値とする。また、前記最大値投影処理
部７は、基準面Ｆｓを垂直な方向に貫く各投影線上に在
る３次元データの１次微分値のうち、基準面Ｆｓを中心
とする厚みτの範囲内に在る１次微分値についての最大
値を投影面Ｆｐ上の各画素ｅの画素値とする。FIG. 11 is an explanatory diagram showing the thickness limitation of the projection processing by the minimum value projection processing unit 6 and the maximum value projection processing unit 7. The minimum value projection processing unit 6 includes a reference plane F
Among the primary differential values of the three-dimensional data on each projection line passing through s in the vertical direction, the minimum value of the primary differential value within the range of the thickness τ centered on the reference plane Fs is defined as the projection plane. The pixel value of each pixel e on Fp. In addition, the maximum value projection processing unit 7 sets, within the range of the thickness τ centered on the reference plane Fs, among the primary differential values of the three-dimensional data on each projection line that passes through the reference plane Fs in the vertical direction. The maximum value of the existing primary differential value is defined as the pixel value of each pixel e on the projection plane Fp.
【００３２】図１２は、前記最小値投影処理部６で生成
される最小値投影超音波画像Ｇｍを示す模式図である。
血管Ａ，Ｂが両方とも前記厚みτの範囲内を走行してい
るとすると、この最小値投影超音波画像Ｇｍは、図６と
同じになる。FIG. 12 is a schematic diagram showing a minimum value projection ultrasonic image Gm generated by the minimum value projection processing section 6.
Assuming that both the blood vessels A and B are traveling within the range of the thickness τ, the minimum intensity projection ultrasonic image Gm is the same as FIG.
【００３３】図１３は、前記最大値投影処理部７で生成
される最大値投影超音波画像ＧＭを示す模式図である。
血管Ａの背後にある骨Ｃの部分が前記厚みτの範囲外に
存在するため、図７の骨Ｃの表面に邪魔されることな
く、血管Ａの背面側血管壁αＭが完全に描出される。こ
れに対して、図７の最大値投影超音波画像ＧＭでは、骨
Ｃの手前にある血管Ａの部分ＱＭが描出されていない。FIG. 13 is a schematic diagram showing the maximum intensity projection ultrasonic image GM generated by the maximum intensity projection processing section 7.
Since the part of the bone C behind the blood vessel A exists outside the range of the thickness τ, the back side blood vessel wall αM of the blood vessel A is completely drawn without being disturbed by the surface of the bone C in FIG. . On the other hand, in the maximum intensity projection ultrasonic image GM of FIG. 7, the portion QM of the blood vessel A in front of the bone C is not drawn.
【００３４】以上の超音波診断装置３００によれば、不
要な領域の描出を行わないので、夾雑物に邪魔されない
超音波画像を得ることが出来る。なお、骨Ｃの背後等に
生じる音響の乱れを避けるように基準面Ｆｓや厚みτを
設定することで、超音波画像上にゴーストが発生するこ
とを抑制することも出来る。According to the ultrasonic diagnostic apparatus 300 described above, since unnecessary regions are not drawn, an ultrasonic image which is not disturbed by foreign substances can be obtained. In addition, by setting the reference plane Fs and the thickness τ so as to avoid the disturbance of the sound generated behind the bone C or the like, it is possible to suppress the occurrence of a ghost on the ultrasonic image.
【００３５】−第４の実施形態− 図１４は、本発明の第４の実施形態にかかる超音波診断
装置のブロック図である。この超音波診断装置４００
は、超音波パルスを送信し超音波エコーを受信する超音
波探触子１と、走査平面を電子走査して音線信号を取得
する送受信制御部２と、超音波エコーの位相を弁別して
音響学的に密な領域から疎な領域へ変化する密疎変化成
分と疎な領域から密な領域へ変化する疎密変化成分を分
離出力する超音波エコー位相弁別部３２と、前記分離さ
れた各超音波エコーの強度に基づいてＢモードの３次元
データをそれぞれ生成する画像リフォーメーション部３
３と、各３次元データの低レベル成分をカットしてノイ
ズを除去するノイズ除去処理部３５と、音響学的に密な
領域から疎な領域へ変化する密疎変化成分に対応する３
次元データを投影方向に貫く各投影線上に在る３次元デ
ータのピーク値を超音波画像Ｇｍの投影値として求める
ピーク値投影処理部３６と、音響学的に疎な領域から密
な領域へ変化する疎密変化成分に対応する３次元データ
を投影方向に貫く各投影線上に在る３次元データのピー
ク値を超音波画像Ｇ２の投影値として求めるピーク値投
影処理部３７と、前記ピーク値投影処理部３６，３７の
出力の一方を選択するスイッチ８と、画像を表示する表
示部９とを具備して構成されている。Fourth Embodiment FIG. 14 is a block diagram of an ultrasonic diagnostic apparatus according to a fourth embodiment of the present invention. This ultrasonic diagnostic apparatus 400
Is an ultrasonic probe 1 that transmits an ultrasonic pulse and receives an ultrasonic echo, a transmission / reception control unit 2 that electronically scans a scanning plane to obtain a sound ray signal, and an acoustic probe that discriminates the phase of the ultrasonic echo. An ultrasonic echo phase discriminator 32 that separates and outputs a dense / sparse change component that changes from a theoretically dense region to a sparse region and a dense / sparse change component that changes from a sparse region to a dense region; An image reforming unit 3 for respectively generating B-mode three-dimensional data based on the intensity of the acoustic echo
3, a noise removal processing unit 35 that cuts low-level components of each three-dimensional data to remove noise, and 3 corresponding to a density change component that changes from an acoustically dense area to a sparse area.
A peak value projection processing unit 36 for obtaining the peak value of the three-dimensional data on each projection line penetrating the dimensional data in the projection direction as the projection value of the ultrasonic image Gm, and changing from an acoustically sparse area to a dense area A peak value projection processing unit 37 for obtaining, as the projection value of the ultrasonic image G2, the peak value of the three-dimensional data present on each projection line penetrating the three-dimensional data corresponding to the density change component to be projected, in the projection direction; A switch 8 for selecting one of the outputs of the units 36 and 37 and a display unit 9 for displaying an image are provided.
【００３６】以上の超音波診断装置４００によれば、超
音波エコーの位相を弁別して音響学的に密な領域から疎
な領域へ変化する密疎変化成分と疎な領域から密な領域
へ変化する疎密変化成分を分離するので、１次微分を行
う必要がなくなる。According to the ultrasonic diagnostic apparatus 400 described above, the phase of the ultrasonic echo is discriminated and the density change component that changes acoustically from a dense area to a sparse area and the density change component that changes from a sparse area to a dense area. Therefore, it is not necessary to perform first-order differentiation.
【００３７】[0037]
【発明の効果】本発明の超音波画像表示方法および超音
波診断装置によれば、次の効果が得られる。 （１）生体組織よりも音響学的に疎な体内構造物（血管
や嚢胞など）の壁面を描出できる。また、手前側壁面と
背面側壁面を区別して描出できる。 （２）３次元的な位置の把握が可能な態様で超音波画像
を表示できるので、体内構造物の３次元的な位置関係を
認識しやすい。 （３）生体組織よりも音響学的に疎な体内構造物（血管
や嚢胞など）と、生体組織よりも音響学的に密な体内構
造物（骨や腫瘍など）を別の態様で表示できる。 （４）ＣモードのＸ線血管造影像の如き投影像をＸ線の
被曝なしに表示できる。 （５）小型化や可搬化が容易なので、救急車や野戦病院
での使用に好都合である。According to the ultrasonic image display method and the ultrasonic diagnostic apparatus of the present invention, the following effects can be obtained. (1) It is possible to depict the wall surfaces of internal structures (such as blood vessels and cysts) that are acoustically sparser than living tissues. Further, the front side wall surface and the rear side wall surface can be distinguished and drawn. (2) Since an ultrasonic image can be displayed in such a manner that a three-dimensional position can be grasped, it is easy to recognize a three-dimensional positional relationship of a body structure. (3) An internal structure (e.g., a blood vessel or a cyst) that is acoustically sparser than a biological tissue and an internal structure that is acoustically denser than a biological tissue (e.g., a bone or a tumor) can be displayed in different modes. . (4) A projection image such as a C-mode X-ray angiographic image can be displayed without exposure to X-rays. (5) Since it is easy to reduce the size and portability, it is convenient for use in ambulances and field hospitals.
【図１】本発明の第１の実施形態にかかる超音波診断装
置のブロック図である。FIG. 1 is a block diagram of an ultrasonic diagnostic apparatus according to a first embodiment of the present invention.
【図２】図１の超音波診断装置におけるノイズ除去処理
部の入出力特性を示すグラフである。FIG. 2 is a graph showing input / output characteristics of a noise removal processing unit in the ultrasonic diagnostic apparatus of FIG.
【図３】図１の超音波診断装置による投影処理を示す説
明図である。FIG. 3 is an explanatory diagram showing a projection process by the ultrasonic diagnostic apparatus of FIG. 1;
【図４】組織内を血管が走行する部分での１次微分値を
示す説明図である。FIG. 4 is an explanatory diagram showing first-order differential values at a portion where a blood vessel runs in a tissue.
【図５】組織内に骨が存在する部分での１次微分値を示
す説明図である。FIG. 5 is an explanatory diagram showing first-order differential values in a portion where bone exists in a tissue.
【図６】図１の超音波診断装置における最小値投影超音
波画像の例示図である。FIG. 6 is a view showing an example of a minimum intensity projection ultrasonic image in the ultrasonic diagnostic apparatus of FIG. 1;
【図７】図１の超音波診断装置における最大値投影超音
波画像の例示図である。7 is an exemplary diagram of a maximum intensity projection ultrasonic image in the ultrasonic diagnostic apparatus of FIG. 1;
【図８】本発明の第２の実施形態にかかる超音波診断装
置のブロック図である。FIG. 8 is a block diagram of an ultrasonic diagnostic apparatus according to a second embodiment of the present invention.
【図９】図８の超音波診断装置における差分超音波画像
の例示図である。FIG. 9 is a view showing an example of a differential ultrasonic image in the ultrasonic diagnostic apparatus of FIG. 8;
【図１０】本発明の第３の実施形態にかかる超音波診断
装置のブロック図である。FIG. 10 is a block diagram of an ultrasonic diagnostic apparatus according to a third embodiment of the present invention.
【図１１】図１０の超音波診断装置における投影処理を
示す説明図である。11 is an explanatory diagram showing a projection process in the ultrasonic diagnostic apparatus of FIG.
【図１２】図１０の超音波診断装置における最小値投影
超音波画像の例示図である。FIG. 12 is a view showing an example of a minimum intensity projection ultrasonic image in the ultrasonic diagnostic apparatus of FIG. 10;
【図１３】図１０の超音波診断装置における最大値投影
超音波画像の例示図である。13 is an exemplary view of a maximum intensity projection ultrasonic image in the ultrasonic diagnostic apparatus of FIG.
【図１４】本発明の第４の実施形態にかかる超音波診断
装置のブロック図である。FIG. 14 is a block diagram of an ultrasonic diagnostic apparatus according to a fourth embodiment of the present invention.
【図１５】従来の超音波診断装置の一例を示すブロック
図である。FIG. 15 is a block diagram illustrating an example of a conventional ultrasonic diagnostic apparatus.
【図１６】図１５の超音波診断装置によるＣモード画像
の説明図である。16 is an explanatory diagram of a C-mode image by the ultrasonic diagnostic apparatus of FIG.
１００，２００，３００，４００ 超音波診断装置 ２ 送受信制御部 ３，３３ 画像リフォーメーション部 ４ １次微分処理部 ５，３５ ノイズ除去処理部 ６，２６ 最小値投影処理部 ７，２７ 最小値投影処理部 ８ スイッチ ９ 表示部 ２１ 基準面入力部 ２２ 投影厚み入力部 ２３ 投影処理範囲制御部 ３２ 超音波エコー位相弁別部 ３６，３７ ピーク値投影処理部 ４１ 減算器 Ａ，Ｂ 血管 Ｃ 骨 Ｇｍ 最小値投影超音波画像 ＧＭ 最大値投影超音波画像 Ｇｄ 差分超音波画像 ｉ 組織 100, 200, 300, 400 Ultrasound diagnostic apparatus 2 Transmission / reception control section 3, 33 Image reforming section 4 Primary differentiation processing section 5, 35 Noise removal processing section 6, 26 Minimum value projection processing section 7, 27 Minimum value projection processing section 8 switch 9 display unit 21 reference plane input unit 22 projection thickness input unit 23 projection processing range control unit 32 ultrasonic echo phase discrimination unit 36, 37 peak value projection processing unit 41 subtractor A, B blood vessel C bone Gm minimum value projection Ultrasound image GM Maximum intensity projection ultrasound image Gd Difference ultrasound image i Tissue
Claims (12)
元データを貫く各投影線上に在る前記３次元データの値
から投影面上の各画素の投影値を求め、それら投影値に
基づいて画像を表示する超音波画像表示方法であって、 投影線上に在る前記３次元データの値に基づいて音響学
的に密な領域から疎な領域へ変化する密疎変化成分と疎
な領域から密な領域へ変化する疎密変化成分の少なくと
も一方を抽出して前記投影値を決定し、 前記密疎変化成分に基づく投影値により得られた第１の
超音波画像と，前記疎密変化成分に基づく投影値により
得られた第２の超音波画像の少なくとも一方を表示する
ことを特徴とする超音波画像表示方法。1. A projection value of each pixel on a projection plane is determined from a value of said three-dimensional data on each projection line penetrating three-dimensional data acquired by scanning an object with ultrasonic waves, and the projection value is calculated. An ultrasonic image display method for displaying an image based on a value of the three-dimensional data existing on a projection line, wherein the density change component changes from an acoustically dense area to a sparse area and a sparse change component. Determining the projection value by extracting at least one of a coarse / dense change component that changes from a region to a dense region; a first ultrasonic image obtained by a projection value based on the fine / sparse change component; Displaying at least one of the second ultrasonic images obtained by the projection value based on the ultrasonic image.
おいて、被検体の内部の反射による超音波エコーの位相
に基づいて前記変化成分の抽出を行うことを特徴とする
超音波画像表示方法。2. The ultrasonic image display method according to claim 1, wherein the change component is extracted based on a phase of an ultrasonic echo caused by internal reflection of the subject. .
元データを貫く各投影線上に在る前記３次元データの値
から投影面上の各画素の投影値を求め、それら投影値に
基づいて画像を表示する超音波画像表示方法であって、 投影線上に在る前記３次元データの値を投影線方向に１
次微分し、該１次微分値の最小値を投影値として求める
最小値投影処理と前記１次微分値の最大値を投影値とし
て求める最大値投影処理の少なくとも一方を行い、前記
最小値投影処理により得られた第１の超音波画像と前記
最大値投影処理により得られた第２の超音波画像の少な
くとも一方を表示することを特徴とする超音波画像表示
方法。3. A projection value of each pixel on a projection plane is obtained from a value of the three-dimensional data present on each projection line penetrating three-dimensional data acquired by scanning the subject with ultrasonic waves, and the projection value is calculated. An ultrasonic image display method for displaying an image based on a value of the three-dimensional data existing on a projection line in a projection line direction by 1
And performing at least one of a minimum value projection process for obtaining a minimum value of the primary differential value as a projection value and a maximum value projection process for obtaining a maximum value of the primary differential value as a projection value. Displaying at least one of a first ultrasonic image obtained by the above-described method and a second ultrasonic image obtained by the maximum intensity projection processing.
元データを貫く各投影線上に在る前記３次元データの値
から投影面上の各画素の投影値を求め、それら投影値に
基づいて画像を表示する超音波画像表示方法であって、 平面または曲面で規定される基準面に垂直な投影線上に
在る前記３次元データまたは前記基準面から所定の厚み
の範囲内の投影線上に在る前記３次元データに基づいて
音響学的に密な領域から疎な領域へ変化する密疎変化成
分と疎な領域から密な領域へ変化する疎密変化成分の少
なくとも一方を抽出して前記投影値を決定し、 前記密疎変化成分に基づく投影値により得られた第１の
超音波画像と，前記疎密変化成分に基づく投影値により
得られた第２の超音波画像の少なくとも一方を表示する
ことを特徴とする超音波画像表示方法。4. A projection value of each pixel on a projection plane is obtained from a value of the three-dimensional data existing on each projection line penetrating three-dimensional data acquired by scanning the subject with ultrasonic waves, and the projection value is calculated. An ultrasonic image display method for displaying an image based on the three-dimensional data on a projection line perpendicular to a reference plane defined by a plane or a curved surface or on a projection line within a predetermined thickness from the reference plane Extracting at least one of a dense / sparse component that changes from an acoustically dense region to a sparse region and a dense / sparse component that changes from a sparse region to a dense region based on the three-dimensional data in A projection value is determined, and at least one of a first ultrasonic image obtained by a projection value based on the density change component and a second ultrasonic image obtained by a projection value based on the density change component is displayed. Ultrasonic image characterized by performing Display method.
おいて、前記基準面と前記厚みの少なくとも一方を操作
者が指定することを特徴とする超音波画像表示方法。5. The ultrasonic image display method according to claim 4, wherein an operator specifies at least one of the reference plane and the thickness.
の超音波画像表示方法における前記第２の超音波画像か
ら前記第１の超音波画像を減算して差分超音波画像を生
成し、表示することを特徴とする超音波画像表示方法。6. A differential ultrasonic image is generated by subtracting the first ultrasonic image from the second ultrasonic image in the ultrasonic image display method according to any one of claims 1 to 5. And an ultrasonic image display method.
査して３次元データを取得する走査手段と、各投影線上
に在る前記３次元データの値に基づいて音響学的に密な
領域から疎な領域へ変化する密疎変化成分と疎な領域か
ら密な領域へ変化する疎密変化成分の少なくとも一方を
抽出する変化成分抽出手段と、前記密疎変化成分に基づ
いて投影面上の各画素の投影値を求めて第１の超音波画
像を生成するか又は前記疎密変化成分に基づいて第２の
超音波画像を生成する超音波画像生成手段と、前記第１
の超音波画像と前記第２の超音波画像の少なくとも一方
を表示する超音波画像表示手段とを具備したことを特徴
とする超音波診断装置。7. Scanning means for scanning the inside of a subject using an ultrasonic probe to obtain three-dimensional data, and acoustically based on the value of said three-dimensional data on each projection line. Change component extraction means for extracting at least one of a dense / sparse change component that changes from a dense region to a sparse region and a dense / sparse change component that changes from a sparse region to a dense region; and a projection surface based on the dense / sparse change component. An ultrasonic image generating means for obtaining a projection value of each pixel above and generating a first ultrasonic image or generating a second ultrasonic image based on the density change component;
An ultrasonic diagnostic apparatus comprising: an ultrasonic image display unit that displays at least one of the ultrasonic image and the second ultrasonic image.
て、前記変化成分抽出手段は、被検体の内部の反射によ
る超音波エコーの位相に基づいて前記変化成分の抽出を
行うことを特徴とする超音波診断装置。8. The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 7, wherein the change component extracting means extracts the change component based on a phase of an ultrasonic echo due to reflection inside the subject. Ultrasonic diagnostic equipment.
査して３次元データを取得する走査手段と、各投影線上
に在る前記３次元データの値を投影線方向に１次微分す
る１次微分手段と、１次微分値の最小値を投影面上の各
画素の投影値として求める最小値投影処理と前記１次微
分値の最大値を前記投影値として求める最大値投影処理
の少なくとも一方を行う投影処理手段と、前記最小値投
影処理により得られた第１の超音波画像と前記最大値投
影処理により得られた第２の超音波画像の少なくとも一
方を表示する超音波画像表示手段とを具備したことを特
徴とする超音波診断装置。9. A scanning means for scanning the inside of a subject using an ultrasonic probe to obtain three-dimensional data, and a method for linearly determining a value of said three-dimensional data on each projection line in a projection line direction. Primary differentiating means for differentiating, minimum value projection processing for obtaining the minimum value of the primary differential value as the projection value of each pixel on the projection surface, and maximum value projection processing for obtaining the maximum value of the primary differential value as the projection value Projection processing means for performing at least one of the following, and an ultrasonic image displaying at least one of a first ultrasonic image obtained by the minimum value projection processing and a second ultrasonic image obtained by the maximum value projection processing An ultrasonic diagnostic apparatus comprising: a display unit.
走査して３次元データを取得する走査手段と、平面また
は曲面で規定される基準面に垂直な投影線上に在る前記
３次元データまたは前記基準面から所定の厚みの範囲内
の投影線上に在る前記３次元データの値に基づいて音響
学的に密な領域から疎な領域へ変化する密疎変化成分と
疎な領域から密な領域へ変化する疎密変化成分の少なく
とも一方を抽出する変化成分抽出手段と、前記密疎変化
成分に基づいて投影面上の各画素の投影値を求めて第１
の超音波画像を生成するか又は前記疎密変化成分に基づ
いて第２の超音波画像を生成する超音波画像生成手段
と、前記第１の超音波画像と前記第２の超音波画像の少
なくとも一方を表示する超音波画像表示手段とを具備し
たことを特徴とする超音波診断装置。10. A scanning means for scanning the inside of a subject using an ultrasonic probe to acquire three-dimensional data, and a scanning means which is on a projection line perpendicular to a reference plane defined by a plane or a curved surface. A dense / sparse change component and a sparse area that change from an acoustically dense area to a sparse area based on dimensional data or a value of the three-dimensional data on a projection line within a predetermined thickness range from the reference plane. Component extracting means for extracting at least one of a sparse / dense change component that changes from a dense area to a dense area;
An ultrasonic image generating means for generating an ultrasonic image or generating a second ultrasonic image based on the density change component, and at least one of the first ultrasonic image and the second ultrasonic image An ultrasonic diagnostic apparatus, comprising: an ultrasonic image display unit for displaying an image.
おいて、前記基準面の指定を操作者から受け付ける基準
面入力手段と、前記厚みの指定を操作者から受け付ける
厚み入力手段の少なくとも一方を具備したことを特徴と
する超音波診断装置。11. The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 10, further comprising at least one of a reference plane input unit that receives designation of the reference plane from an operator, and a thickness input unit that receives designation of the thickness from an operator. An ultrasonic diagnostic apparatus characterized in that:
記載の超音波診断装置における前記第２の超音波画像か
ら前記第１の超音波画像を減算する画像減算手段と、前
記減算により得られた差分超音波画像を表示する差分超
音波画像表示手段とを具備したことを特徴とする超音波
診断装置。12. An image subtracting means for subtracting said first ultrasonic image from said second ultrasonic image in said ultrasonic diagnostic apparatus according to any one of claims 7 to 11, and said subtraction means. An ultrasonic diagnostic apparatus comprising: a differential ultrasonic image display unit that displays the obtained differential ultrasonic image.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP36148299A JP4502436B2 (en) | 1999-12-20 | 1999-12-20 | Ultrasonic image display method and ultrasonic diagnostic apparatus |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP36148299A JP4502436B2 (en) | 1999-12-20 | 1999-12-20 | Ultrasonic image display method and ultrasonic diagnostic apparatus |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2001170056A true JP2001170056A (en) | 2001-06-26 |
| JP4502436B2 JP4502436B2 (en) | 2010-07-14 |
Family
ID=18473767
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP36148299A Expired - Fee Related JP4502436B2 (en) | 1999-12-20 | 1999-12-20 | Ultrasonic image display method and ultrasonic diagnostic apparatus |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP4502436B2 (en) |
Cited By (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2007054504A (en) * | 2005-08-26 | 2007-03-08 | Hitachi Medical Corp | Ultrasonographic apparatus |
| JP2007275308A (en) * | 2006-04-06 | 2007-10-25 | Toshiba Corp | Ultrasonograph and image processing program |
| JP2010227499A (en) * | 2009-03-30 | 2010-10-14 | Aloka Co Ltd | Ultrasonic diagnostic apparatus |
| JP2013013824A (en) * | 2012-10-26 | 2013-01-24 | Canon Inc | Ophthalmic-image processing apparatus and method therefor |
| US9373172B2 (en) | 2010-08-27 | 2016-06-21 | Canon Kabushiki Kaisha | Ophthalmic-image processing apparatus and method therefor |
| JP2019042375A (en) * | 2017-09-06 | 2019-03-22 | キヤノン株式会社 | Image processing apparatus, image processing method, and program |
Citations (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH0938083A (en) * | 1995-07-28 | 1997-02-10 | Ge Yokogawa Medical Syst Ltd | Display of information on fluidity and ultrasonic diagnostic device |
| JPH09243342A (en) * | 1996-03-07 | 1997-09-19 | Ge Yokogawa Medical Syst Ltd | Ultrasonic image display method, and ultrasonic diagnostic device |
| JP2000051214A (en) * | 1998-08-14 | 2000-02-22 | Hitachi Medical Corp | Ultrasonic diagnosing device |
| JP2000210289A (en) * | 1998-11-16 | 2000-08-02 | Toshiba Corp | Three-dimensional ultrasonic diagnostic system |
-
1999
- 1999-12-20 JP JP36148299A patent/JP4502436B2/en not_active Expired - Fee Related
Patent Citations (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH0938083A (en) * | 1995-07-28 | 1997-02-10 | Ge Yokogawa Medical Syst Ltd | Display of information on fluidity and ultrasonic diagnostic device |
| JPH09243342A (en) * | 1996-03-07 | 1997-09-19 | Ge Yokogawa Medical Syst Ltd | Ultrasonic image display method, and ultrasonic diagnostic device |
| JP2000051214A (en) * | 1998-08-14 | 2000-02-22 | Hitachi Medical Corp | Ultrasonic diagnosing device |
| JP2000210289A (en) * | 1998-11-16 | 2000-08-02 | Toshiba Corp | Three-dimensional ultrasonic diagnostic system |
Cited By (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2007054504A (en) * | 2005-08-26 | 2007-03-08 | Hitachi Medical Corp | Ultrasonographic apparatus |
| JP2007275308A (en) * | 2006-04-06 | 2007-10-25 | Toshiba Corp | Ultrasonograph and image processing program |
| JP2010227499A (en) * | 2009-03-30 | 2010-10-14 | Aloka Co Ltd | Ultrasonic diagnostic apparatus |
| US9373172B2 (en) | 2010-08-27 | 2016-06-21 | Canon Kabushiki Kaisha | Ophthalmic-image processing apparatus and method therefor |
| JP2013013824A (en) * | 2012-10-26 | 2013-01-24 | Canon Inc | Ophthalmic-image processing apparatus and method therefor |
| JP2019042375A (en) * | 2017-09-06 | 2019-03-22 | キヤノン株式会社 | Image processing apparatus, image processing method, and program |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP4502436B2 (en) | 2010-07-14 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| JP3935433B2 (en) | Adaptive image processing for spatial compounding. | |
| JP2006187594A (en) | Ultrasonic diagnostic system and its method | |
| JP2000325346A (en) | Imaging system and imaging method | |
| JP7150800B2 (en) | Motion-adaptive visualization in medical 4D imaging | |
| JP7313902B2 (en) | ultrasound diagnostic equipment | |
| JP2000152939A (en) | System and method for imaging body volume | |
| EP3541290B1 (en) | Ultrasound system and method for detection of kidney stones using twinkling artifact | |
| JP6733445B2 (en) | Ultrasonic diagnostic device, ultrasonic image generation method and program | |
| JPH09243342A (en) | Ultrasonic image display method, and ultrasonic diagnostic device | |
| JP4502436B2 (en) | Ultrasonic image display method and ultrasonic diagnostic apparatus | |
| CN112867444A (en) | System and method for guiding acquisition of ultrasound images | |
| JP2013244047A (en) | Ultrasonic diagnostic apparatus, image processing device and program | |
| EP3813672B1 (en) | Methods and systems for performing color doppler ultrasound imaging | |
| JP4248673B2 (en) | Ultrasonic diagnostic equipment | |
| JP2011120677A (en) | Ultrasonic diagnostic apparatus | |
| JP2003010186A (en) | Ultrasonograph | |
| JPH11155861A (en) | Ultrasonoraph | |
| KR100656861B1 (en) | Image processing system and method for rendering volume data | |
| JP2001061839A (en) | Ultrasonograph and ultrasonic image processing device | |
| US20230355213A1 (en) | Ultrasound image processing | |
| CN112334072B (en) | Method and system for performing color Doppler ultrasound imaging | |
| JP2005006718A (en) | Ultrasonic diagnostic device | |
| EP3892201A1 (en) | Methods and systems for obtaining a 3d vector flow field | |
| JP3039808B2 (en) | Ultrasound blood flow drawing device | |
| JPH02206446A (en) | Ultrasonic diagnostic apparatus |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| A621 | Written request for application examination |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621 Effective date: 20061026 |
|
| A977 | Report on retrieval |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A971007 Effective date: 20091105 |
|
| A131 | Notification of reasons for refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20091117 |
|
| A521 | Written amendment |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20091221 |
|
| TRDD | Decision of grant or rejection written | ||
| A01 | Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01 Effective date: 20100406 |
|
| A01 | Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01 |
|
| A61 | First payment of annual fees (during grant procedure) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61 Effective date: 20100420 |
|
| R150 | Certificate of patent or registration of utility model |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20130430 Year of fee payment: 3 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20130430 Year of fee payment: 3 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20130430 Year of fee payment: 3 |
|
| LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |