JP3069404B2 - 超音波診断装置 - Google Patents
超音波診断装置Info
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- JP3069404B2 JP3069404B2 JP3186539A JP18653991A JP3069404B2 JP 3069404 B2 JP3069404 B2 JP 3069404B2 JP 3186539 A JP3186539 A JP 3186539A JP 18653991 A JP18653991 A JP 18653991A JP 3069404 B2 JP3069404 B2 JP 3069404B2
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Description
【0001】
【産業上の利用分野】本発明は、STC(Sensitivity T
ime Control 、センシティビティ・タイム・コントロー
ル) カーブを自動的に設定する機能を有する超音波診断
装置に関する。
ime Control 、センシティビティ・タイム・コントロー
ル) カーブを自動的に設定する機能を有する超音波診断
装置に関する。
【0002】
【従来の技術】超音波振動子から超音波を被検体に送波
し、被検体内の反射体で反射されたエコー信号を超音波
振動子で再度受波し、増幅・検波等の処理を行った後に
断層像として表示器に表示する超音波診断(断層)装置
が医療用・非破壊検査用等に広く用いられている。
し、被検体内の反射体で反射されたエコー信号を超音波
振動子で再度受波し、増幅・検波等の処理を行った後に
断層像として表示器に表示する超音波診断(断層)装置
が医療用・非破壊検査用等に広く用いられている。
【0003】一般に超音波信号を被検体に送波した場
合、減衰の影響、即ち被検体における超音波エネルギの
吸収、超音波ビームの屈折や散乱等の影響によって送波
強度が深度に伴って低下する。そのため受波されるエコ
ー信号強度も、反射位置がプローブ面から離れるにした
がって弱くなる。このまま信号を対数変換および検波し
て画像表示器に出力するだけでは、均一な構造を持った
臓器であってもプローブから離れた部位ほど暗く表示さ
れてしまい良好な画像は得られない。
合、減衰の影響、即ち被検体における超音波エネルギの
吸収、超音波ビームの屈折や散乱等の影響によって送波
強度が深度に伴って低下する。そのため受波されるエコ
ー信号強度も、反射位置がプローブ面から離れるにした
がって弱くなる。このまま信号を対数変換および検波し
て画像表示器に出力するだけでは、均一な構造を持った
臓器であってもプローブから離れた部位ほど暗く表示さ
れてしまい良好な画像は得られない。
【0004】この問題を解決するために、従来の超音波
診断装置には、エコー信号の利得を時間とともに変化さ
せるSTCカーブを設定する機能を設けたものがある。
診断装置には、エコー信号の利得を時間とともに変化さ
せるSTCカーブを設定する機能を設けたものがある。
【0005】このような装置では、画像表示深度に対応
した複数のスライドボリュームやスイッチ等が設けられ
ており、それらを調整することで対応した断層像深度の
利得を調整し、診断しやすい画像を得ている。
した複数のスライドボリュームやスイッチ等が設けられ
ており、それらを調整することで対応した断層像深度の
利得を調整し、診断しやすい画像を得ている。
【0006】また、使用するプローブの周波数や、診断
部位に応じてSTCカーブを予め装置に記憶(プリセッ
ト)させておき、スライドボリュームの調整をせずに均
一な画像を得られるようにした超音波診断装置もある。
部位に応じてSTCカーブを予め装置に記憶(プリセッ
ト)させておき、スライドボリュームの調整をせずに均
一な画像を得られるようにした超音波診断装置もある。
【0007】
【発明が解決しようとする課題】ところで、生体中を伝
搬する超音波の減衰の度合は、部位や組織の状態(病変
の有無等)によって著しく異なる。そのため従来のボリ
ューム等により利得を調整する機能を有する超音波診断
装置は、被検体の状態や診断部位によって、その都度ボ
リュームを設定し直さなければならず、操作が煩雑であ
った。また、診断部位の経時観察をする場合等は、検査
の度毎に常に適切なSTCカーブを設定することは非常
に困難であった。
搬する超音波の減衰の度合は、部位や組織の状態(病変
の有無等)によって著しく異なる。そのため従来のボリ
ューム等により利得を調整する機能を有する超音波診断
装置は、被検体の状態や診断部位によって、その都度ボ
リュームを設定し直さなければならず、操作が煩雑であ
った。また、診断部位の経時観察をする場合等は、検査
の度毎に常に適切なSTCカーブを設定することは非常
に困難であった。
【0008】また、プリセット機能を有する超音波診断
装置では、診断部位や診断状態の微妙な変化に対して、
常に的確なSTCカーブが設定されているとは限らな
い。
装置では、診断部位や診断状態の微妙な変化に対して、
常に的確なSTCカーブが設定されているとは限らな
い。
【0009】そこで、従来、このような問題を解決する
ために、種々の提案がなされている。
ために、種々の提案がなされている。
【0010】たとえば特公昭57ー41935号公報に
は、エコー信号を増幅する可変利得増幅器の利得を任意
の方向に任意の勾配をもって変化させるような技術が開
示されている。しかし、この技術では、STCカーブの
決定にはオペレータの操作が必ず必要であり、煩雑であ
るという問題があった。
は、エコー信号を増幅する可変利得増幅器の利得を任意
の方向に任意の勾配をもって変化させるような技術が開
示されている。しかし、この技術では、STCカーブの
決定にはオペレータの操作が必ず必要であり、煩雑であ
るという問題があった。
【0011】また、特開昭58ー159734号公報、
特開昭63ー240842号公報等には、オペレータの
操作を必要とせず、自動的にSTCカーブを設定できる
技術が開示されている。
特開昭63ー240842号公報等には、オペレータの
操作を必要とせず、自動的にSTCカーブを設定できる
技術が開示されている。
【0012】特開昭58ー159734号公報では、断
層像中に特異的な高エコーレベル部(または低エコーレ
ベル部)が存在している場合、その後方が周囲よりも暗
く(または、明るく)表示されてしまうという点を改善
しようとするものである。しかし、このような処理は次
の点で重大な問題をはらんでいる。すなわち、高エコー
レベル部はその部位の反射率が高いという現象を表して
いるに過ぎず、主に組織間の音響インピーダンスの差に
よってもたらされる。当然のことながら、反射によって
透過波が低下する傾向はあるが、前述したように、それ
は送波強度の減衰要因の一部に過ぎない。つまり組織の
性質によっては高エコーレベル部(または低エコーレベ
ル部)の後方のエコーレベルが周囲と変わらないことも
普通に見られるのである。さらに、もう一つの問題点と
しては、このような高エコーレベル部(または低エコー
レベル部)の後方のエコーの強弱が、臨床上、重要な情
報として扱われているということである。たとえば腫瘍
の良性・悪性の判別等である。したがって安易に均一性
を向上させようとするこの種の処理は、こうした重要な
情報を失わせてしまいかねない。
層像中に特異的な高エコーレベル部(または低エコーレ
ベル部)が存在している場合、その後方が周囲よりも暗
く(または、明るく)表示されてしまうという点を改善
しようとするものである。しかし、このような処理は次
の点で重大な問題をはらんでいる。すなわち、高エコー
レベル部はその部位の反射率が高いという現象を表して
いるに過ぎず、主に組織間の音響インピーダンスの差に
よってもたらされる。当然のことながら、反射によって
透過波が低下する傾向はあるが、前述したように、それ
は送波強度の減衰要因の一部に過ぎない。つまり組織の
性質によっては高エコーレベル部(または低エコーレベ
ル部)の後方のエコーレベルが周囲と変わらないことも
普通に見られるのである。さらに、もう一つの問題点と
しては、このような高エコーレベル部(または低エコー
レベル部)の後方のエコーの強弱が、臨床上、重要な情
報として扱われているということである。たとえば腫瘍
の良性・悪性の判別等である。したがって安易に均一性
を向上させようとするこの種の処理は、こうした重要な
情報を失わせてしまいかねない。
【0013】また、特開昭63ー240842号公報の
超音波診断装置では、予め1つの基準信号レベルを設
け、それと超音波走査のラスタ方向の各区間毎の平均レ
ベルとを比較をすることより、オペレータの介在なしで
最適のSTCカーブを得ようとするものである。
超音波診断装置では、予め1つの基準信号レベルを設
け、それと超音波走査のラスタ方向の各区間毎の平均レ
ベルとを比較をすることより、オペレータの介在なしで
最適のSTCカーブを得ようとするものである。
【0014】しかし、この超音波診断装置では、図12
の断層像のような場合、最適なSTCカーブを得ること
はできない。図12の一点鎖線600上の輝度分布を図
13(a)に示す。図の縦軸が輝度値(エコーレベ
ル)、横軸が表示深度である。この輝度分布のSTC補
正を考えてみる。この輝度分布は送波直後からある深度
まで長いエコーフリー部601が続き、その後、減衰媒
質部となり,減衰媒質部中には局所的にエコーフリー部
602が存在する。
の断層像のような場合、最適なSTCカーブを得ること
はできない。図12の一点鎖線600上の輝度分布を図
13(a)に示す。図の縦軸が輝度値(エコーレベ
ル)、横軸が表示深度である。この輝度分布のSTC補
正を考えてみる。この輝度分布は送波直後からある深度
まで長いエコーフリー部601が続き、その後、減衰媒
質部となり,減衰媒質部中には局所的にエコーフリー部
602が存在する。
【0015】特開昭63ー240842号公報に開示さ
れた技術を用いて、このような分布を補正を試みると図
13(b)の平均レベル分布が得られる。この公報に開
示されている特異点除去の方式を応用することにより、
特異点(エコーフリー部602)を前後の平均レベルで
補間する処理を行うと、結果的に図13(c)に実線で
示すSTCカーブ603が得られる。このSTCカーブ
603で補正したエコー信号の輝度分布は、同図の破線
604に示す形になる。このことから明らかなように特
開昭63ー240842号公報の方法では、長いエコー
フリー部601の利得を大きく設定し過ぎてしまい、実
際の生体構造を的確に表しているとは言い難い。
れた技術を用いて、このような分布を補正を試みると図
13(b)の平均レベル分布が得られる。この公報に開
示されている特異点除去の方式を応用することにより、
特異点(エコーフリー部602)を前後の平均レベルで
補間する処理を行うと、結果的に図13(c)に実線で
示すSTCカーブ603が得られる。このSTCカーブ
603で補正したエコー信号の輝度分布は、同図の破線
604に示す形になる。このことから明らかなように特
開昭63ー240842号公報の方法では、長いエコー
フリー部601の利得を大きく設定し過ぎてしまい、実
際の生体構造を的確に表しているとは言い難い。
【0016】また、この公報では、深度方向を複数の区
間に分割し、区間単位で特異点の除去を行っているが、
特異点の大きさが複数の分割領域にまたがった場合に
は、この方式では特異点と認識することはできない。こ
のような欠点をなくすために領域を大きくして分割すれ
ば、少ないサンプルポイントでSTCカーブを決定しな
ければならず、的確なSTCカーブを得ることは非常に
困難である。
間に分割し、区間単位で特異点の除去を行っているが、
特異点の大きさが複数の分割領域にまたがった場合に
は、この方式では特異点と認識することはできない。こ
のような欠点をなくすために領域を大きくして分割すれ
ば、少ないサンプルポイントでSTCカーブを決定しな
ければならず、的確なSTCカーブを得ることは非常に
困難である。
【0017】具体的には、医用超音波診断装置では産婦
人科分野での応用として、羊水中の胎児を観察する場合
が多いが、この場合、エコーの無い羊水部分(エコーフ
リー部)に続いて羊水と胎児との境界で強い反射があ
り、その後、胎児体内で減衰で生じるという複雑なエコ
ー強度分布を呈する。このような場合はこの公報に開示
された方法では、エコーフリー部に対しても平均レベル
となるような利得制御がなされてしまう。そのため本来
暗く表示されるべき羊水部分にノイズやサイドローブに
よる虚像など不要な像が表示され、診断に著しい悪影響
を及ぼしかねない。
人科分野での応用として、羊水中の胎児を観察する場合
が多いが、この場合、エコーの無い羊水部分(エコーフ
リー部)に続いて羊水と胎児との境界で強い反射があ
り、その後、胎児体内で減衰で生じるという複雑なエコ
ー強度分布を呈する。このような場合はこの公報に開示
された方法では、エコーフリー部に対しても平均レベル
となるような利得制御がなされてしまう。そのため本来
暗く表示されるべき羊水部分にノイズやサイドローブに
よる虚像など不要な像が表示され、診断に著しい悪影響
を及ぼしかねない。
【0018】本発明はかかる問題点に鑑みてなされたも
ので、その目的は、超音波プローブ、診断部位、被検体
等の状態が変化した場合でも、的確なSTCカーブを得
ることができ、常に最適な断層画像が得られる超音波診
断装置を提供することにある。
ので、その目的は、超音波プローブ、診断部位、被検体
等の状態が変化した場合でも、的確なSTCカーブを得
ることができ、常に最適な断層画像が得られる超音波診
断装置を提供することにある。
【0019】
【課題を解決するための手段】本発明は、被検体内に超
音波ビームを送波して、被検体からの超音波エコーを受
波し、エコー信号に基づく被検体の断層画像を形成する
超音波診断装置において、前記エコー信号に対して、対
数変換処理および検波処理を施して得られる深度x付近
のエコー信号強度をf(x)とし、その深度方向の微分値を
f ′(x) とした場合、f ′(x) の入力に対し、その入力
値の絶対値の増加に伴って減少、もしくは0となるよう
な関数a(f ′(x) )(ただし、0≦a(f ′(x) )≦
1)を用いて、
音波ビームを送波して、被検体からの超音波エコーを受
波し、エコー信号に基づく被検体の断層画像を形成する
超音波診断装置において、前記エコー信号に対して、対
数変換処理および検波処理を施して得られる深度x付近
のエコー信号強度をf(x)とし、その深度方向の微分値を
f ′(x) とした場合、f ′(x) の入力に対し、その入力
値の絶対値の増加に伴って減少、もしくは0となるよう
な関数a(f ′(x) )(ただし、0≦a(f ′(x) )≦
1)を用いて、
【0020】
【数6】 で定義されるg(d)の値に基づいて深度dまたはd付
近におけるエコー信号の利得を制御する利得制御手段を
設けたものである。
近におけるエコー信号の利得を制御する利得制御手段を
設けたものである。
【0021】本発明の超音波診断装置では、被検体内に
超音波ビームを送波して、被検体からの超音波エコーを
受波する。この受波されたエコー信号に対して対数変換
処理および検波処理を施した信号V(t)が画像表示される
階調信号となる。これを図9(a)に表す。ここで、t
は送波されてから深度xからのエコーが受波されるまで
の時間であるが、被検体内の音速cを一定と近似すれば
x=c・t/2が成り立つので、以降は時間tを深度x
に変換して説明を行う。
超音波ビームを送波して、被検体からの超音波エコーを
受波する。この受波されたエコー信号に対して対数変換
処理および検波処理を施した信号V(t)が画像表示される
階調信号となる。これを図9(a)に表す。ここで、t
は送波されてから深度xからのエコーが受波されるまで
の時間であるが、被検体内の音速cを一定と近似すれば
x=c・t/2が成り立つので、以降は時間tを深度x
に変換して説明を行う。
【0022】次に、V(x)から高周波成分を除く処理を行
い、この高周波成分が除去されたものをエコー信号強度
f(x)とする。この処理は、それぞれの深度における個々
のエコーパルスの強度の大小に依存しない、それぞれの
深度xの付近の平均的エコー強度を求めるために行うも
のである。具体的方法としては、エコー信号強度分布を
深度方向に平滑化する方法、エコー信号強度分布を深度
に対して周波数変換し逆変換を行う方法、および複数の
ラスタを同深度間で平均化し一つのエコー信号強度分布
とする方法の少なくとも一つを用いることで実現でき
る。図9(b)の実線は平滑回路により平滑され、高周
波成分が除去されたエコー信号強度f(x)を表している。
い、この高周波成分が除去されたものをエコー信号強度
f(x)とする。この処理は、それぞれの深度における個々
のエコーパルスの強度の大小に依存しない、それぞれの
深度xの付近の平均的エコー強度を求めるために行うも
のである。具体的方法としては、エコー信号強度分布を
深度方向に平滑化する方法、エコー信号強度分布を深度
に対して周波数変換し逆変換を行う方法、および複数の
ラスタを同深度間で平均化し一つのエコー信号強度分布
とする方法の少なくとも一つを用いることで実現でき
る。図9(b)の実線は平滑回路により平滑され、高周
波成分が除去されたエコー信号強度f(x)を表している。
【0023】続いて、微分回路により、エコー信号強度
f(x) を深度方向に微分してエコー強度変化f ′(x) を
得る。図9(c)はこのエコー強度変化f ′(x) を表し
ている。そしてf ′(x) の入力に対し、その入力値の絶
対値の増加に伴って減少、もしくは0となるような関数
a(f′(x))を用いて、a(f′(x))・f ′(x) の演算を行
う。この演算によって変化の大きな部分が緩和または除
かれたエコー強度変化曲線が得られる。これを図9
(c)の斜線部分に示す。続いて、これを積分して、
f(x) を深度方向に微分してエコー強度変化f ′(x) を
得る。図9(c)はこのエコー強度変化f ′(x) を表し
ている。そしてf ′(x) の入力に対し、その入力値の絶
対値の増加に伴って減少、もしくは0となるような関数
a(f′(x))を用いて、a(f′(x))・f ′(x) の演算を行
う。この演算によって変化の大きな部分が緩和または除
かれたエコー強度変化曲線が得られる。これを図9
(c)の斜線部分に示す。続いて、これを積分して、
【0024】
【数7】 を出力する。図9(d)はこの積分回路の出力信号33
を表している。g(d)はエコー信号の急激な変化や細
かな起伏に影響されないため、ほぼ超音波の減衰の様子
を表していると言える。したがってg(d)を補正する
形で利得制御回路によりエコー信号の利得制御を行え
ば、図9(e)に実線で示すようにエコーフリー部や急
峻な変化の部分には影響することなく、減衰を補正する
ことができる
を表している。g(d)はエコー信号の急激な変化や細
かな起伏に影響されないため、ほぼ超音波の減衰の様子
を表していると言える。したがってg(d)を補正する
形で利得制御回路によりエコー信号の利得制御を行え
ば、図9(e)に実線で示すようにエコーフリー部や急
峻な変化の部分には影響することなく、減衰を補正する
ことができる
【0025】a(f′(x))をより具体的に述べると、この
a(f′(x))は生体組織中での超音波の減衰による比較的
緩やかなエコー強度変化と、組織間の境界や質の違いに
より生ずる急激なエコー強度変化とを分離するための関
数である。通常、超音波の減衰率αは0.5〜1.5dB
/cm ・MHz 程度であるため、αth=2dB/cm ・MHz 以上
のエコー強度変化に対して単調減少もしくは0となるよ
うな関数を設定すればよい。
a(f′(x))は生体組織中での超音波の減衰による比較的
緩やかなエコー強度変化と、組織間の境界や質の違いに
より生ずる急激なエコー強度変化とを分離するための関
数である。通常、超音波の減衰率αは0.5〜1.5dB
/cm ・MHz 程度であるため、αth=2dB/cm ・MHz 以上
のエコー強度変化に対して単調減少もしくは0となるよ
うな関数を設定すればよい。
【0026】たとえば、超音波周波数fを5MHz とすれ
ば、
ば、
【0027】
【数8】 となるので、
【0028】
【数9】
【0029】
【数10】 となる。
【0030】a(f′(x))を一般的にすると、f ′(x) に
ついて予め閾値vthを設定して、
ついて予め閾値vthを設定して、
【0031】
【数11】
【0032】
【数12】 となるようにする。特殊な場合では、
【0033】
【数13】
【0034】
【数14】 としてもよい。この場合には、処理が簡単になるという
利点がある。f ′(x) とa(f′(x))・f ′(x) の関係を
図10(a)に示す。
利点がある。f ′(x) とa(f′(x))・f ′(x) の関係を
図10(a)に示す。
【0035】複雑な生体臓器においては、羊水中の胎児
の体表や血管壁のように極端なエコー強度変化を示す部
位もあれば、肝臓内の腫瘍の場合のように中間的なエコ
ー強度変化を示す部位もある。
の体表や血管壁のように極端なエコー強度変化を示す部
位もあれば、肝臓内の腫瘍の場合のように中間的なエコ
ー強度変化を示す部位もある。
【0036】図14および図15(a)は、このような
場合を表している。図中、701が中間的なエコー強度
変化を示す部位であり、702は血管のエコーフリー部
である。このような中間的エコー強度変化が閾値付近の
レベルでは、僅かなエコー強度変化がg(d)のレベルを変
動させてしまう可能性もある。たとえば、図15(a)
を平滑したエコー強度信号は同図(b)の実線705で
示されるような変化を示すが、部位701のエコー強度
変化が閾値よりもわずかでも小さければ、g(d)は破線7
03に示すような変化を示し、逆にわずかでも高ければ
一点鎖線704に示すような変化を示す。
場合を表している。図中、701が中間的なエコー強度
変化を示す部位であり、702は血管のエコーフリー部
である。このような中間的エコー強度変化が閾値付近の
レベルでは、僅かなエコー強度変化がg(d)のレベルを変
動させてしまう可能性もある。たとえば、図15(a)
を平滑したエコー強度信号は同図(b)の実線705で
示されるような変化を示すが、部位701のエコー強度
変化が閾値よりもわずかでも小さければ、g(d)は破線7
03に示すような変化を示し、逆にわずかでも高ければ
一点鎖線704に示すような変化を示す。
【0037】これについては、a(f′(x))を0≦a(f′
(x))<1の範囲で滑らかに変化させることにより、この
問題を解決することができる。より一般的にはf ′(x)
について正負の設定値を設け、f ′(x) が負の設定値と
正の設定値との間では単調増加を、負の設定値より小さ
い場合および正の設定値より大きい場合には、単調減少
なる関係を示すようなa(f′(x))・f ′(x) を用いれ
ば、自然な感度補正が可能になる。この場合のf ′(x)
とa(f′(x))・f ′(x) との関係を図10(b)に示
す。
(x))<1の範囲で滑らかに変化させることにより、この
問題を解決することができる。より一般的にはf ′(x)
について正負の設定値を設け、f ′(x) が負の設定値と
正の設定値との間では単調増加を、負の設定値より小さ
い場合および正の設定値より大きい場合には、単調減少
なる関係を示すようなa(f′(x))・f ′(x) を用いれ
ば、自然な感度補正が可能になる。この場合のf ′(x)
とa(f′(x))・f ′(x) との関係を図10(b)に示
す。
【0038】Bモード型の超音波診断装置では、超音波
ビームを被検体中に走査させることで、被検体の断層像
を表示しているが、この種の装置では、腫瘍の後部(送
波ビーム進行方向)に現われる陰影や増強部が診断上重
要な意味を持つ。そのため各送受信サイクルごとに前記
の利得制御を行ってしまうと、これらの部分が識別しず
らくなることが考えられる。
ビームを被検体中に走査させることで、被検体の断層像
を表示しているが、この種の装置では、腫瘍の後部(送
波ビーム進行方向)に現われる陰影や増強部が診断上重
要な意味を持つ。そのため各送受信サイクルごとに前記
の利得制御を行ってしまうと、これらの部分が識別しず
らくなることが考えられる。
【0039】本発明の一つの態様では、前記g(x)はこの
超音波ビームの走査で得られた複数のエコーラインに渡
って平滑するもので、これによりビーム走査方向に対す
る利得の変化を小さくすることができる。特にビーム走
査全体に渡って平滑を行えば、全ての超音波ラスタにつ
いて同一の利得制御を与えることができる。
超音波ビームの走査で得られた複数のエコーラインに渡
って平滑するもので、これによりビーム走査方向に対す
る利得の変化を小さくすることができる。特にビーム走
査全体に渡って平滑を行えば、全ての超音波ラスタにつ
いて同一の利得制御を与えることができる。
【0040】本発明の超音波診断装置によれば、超音波
の伝搬に伴う減衰を補正する目的で行う繁雑なSTCボ
リュームの操作を行うことなく、生体の部位による減衰
の違いに応じて常に適正なSTC補正を、オペレータが
介在することなく自動的に行うことができる。さらに、
断層像中の特異的に明るい部分や暗い部分、またエコー
強度変化の無い一様な部分には、必要以上に利得変化を
与えることがないため、診断に重要なエコー情報(腫瘍
の後部陰影や後部増強部等)を損うことの無い明瞭な超
音波断層像を得ることができる。
の伝搬に伴う減衰を補正する目的で行う繁雑なSTCボ
リュームの操作を行うことなく、生体の部位による減衰
の違いに応じて常に適正なSTC補正を、オペレータが
介在することなく自動的に行うことができる。さらに、
断層像中の特異的に明るい部分や暗い部分、またエコー
強度変化の無い一様な部分には、必要以上に利得変化を
与えることがないため、診断に重要なエコー情報(腫瘍
の後部陰影や後部増強部等)を損うことの無い明瞭な超
音波断層像を得ることができる。
【0041】
【実施例】以下、本発明の実施例を図面を参照して詳細
に説明する。
に説明する。
【0042】図1は本発明の第1の実施例に係るBモー
ド型の超音波診断装置の構成を表すブロック図である。
ド型の超音波診断装置の構成を表すブロック図である。
【0043】この超音波診断装置は、多数の超音波振動
素子が一定間隔で並置された構造のアレイ型の超音波プ
ローブ100および走査回路200を有している。送受
信回路201から送受信サイクル毎に発せられる駆動信
号は、走査回路200によってこれら超音波振動素子を
選択的に励振し、生体内に超音波を送出する。生体内で
反射されたエコー信号 V(x)は同一の超音波振動素子
で受波され、このエコー信号が走査回路200を経て送
受信回路201に受信される。受信されたエコー信号は
フォーカス回路202、対数変換回路203、検波回路
204を経てアナログ信号処理を受ける。処理されたエ
コー信号は利得制御回路205によって感度補正された
後、第1のA/Dコンバータ206によってディジタル
変換される。DSC(ディジタル・スキャン・コンバー
タ)回路207では、このディジタル化されたエコー信
号をビデオ走査レイトに変換する。そしてビデオ走査レ
イトに変換されたエコー信号は、第1のD/Aコンバー
タ208によってビデオ信号28に変換された後、表示
器209で断層像として表示される。
素子が一定間隔で並置された構造のアレイ型の超音波プ
ローブ100および走査回路200を有している。送受
信回路201から送受信サイクル毎に発せられる駆動信
号は、走査回路200によってこれら超音波振動素子を
選択的に励振し、生体内に超音波を送出する。生体内で
反射されたエコー信号 V(x)は同一の超音波振動素子
で受波され、このエコー信号が走査回路200を経て送
受信回路201に受信される。受信されたエコー信号は
フォーカス回路202、対数変換回路203、検波回路
204を経てアナログ信号処理を受ける。処理されたエ
コー信号は利得制御回路205によって感度補正された
後、第1のA/Dコンバータ206によってディジタル
変換される。DSC(ディジタル・スキャン・コンバー
タ)回路207では、このディジタル化されたエコー信
号をビデオ走査レイトに変換する。そしてビデオ走査レ
イトに変換されたエコー信号は、第1のD/Aコンバー
タ208によってビデオ信号28に変換された後、表示
器209で断層像として表示される。
【0044】制御回路210は操作盤211で設定され
た内容に基づき、走査回路200、送受信回路201、
DSC回路207を制御するもので、送受信サイクル毎
に、駆動する超音波振動素子を順次切り換えて生体内に
超音波ビームを走査する。なお、一通りのビーム走査で
得られる画像を1フレームと言う。繰返しビーム走査を
行うことで表示器209上には生体の断層像を動画像と
して表示することができる。通常の超音波診断装置では
超音波の伝搬に伴って減衰を補正するため、深部のエコ
ー信号程利得を高くする制御(STC)を行うが、この
超音波診断装置では、利得制御回路205がその役割を
担っている。
た内容に基づき、走査回路200、送受信回路201、
DSC回路207を制御するもので、送受信サイクル毎
に、駆動する超音波振動素子を順次切り換えて生体内に
超音波ビームを走査する。なお、一通りのビーム走査で
得られる画像を1フレームと言う。繰返しビーム走査を
行うことで表示器209上には生体の断層像を動画像と
して表示することができる。通常の超音波診断装置では
超音波の伝搬に伴って減衰を補正するため、深部のエコ
ー信号程利得を高くする制御(STC)を行うが、この
超音波診断装置では、利得制御回路205がその役割を
担っている。
【0045】さて、以上の構成は、従来の超音波診断装
置の構成と同様である。以下、本実施例の特徴的な部分
について説明する。
置の構成と同様である。以下、本実施例の特徴的な部分
について説明する。
【0046】本実施例の超音波診断装置では、上記利得
制御回路205に加え、平滑回路300、微分回路31
0、閾値設定回路320、第1の積分回路330、第2
のA/Dコンバータ340、第2の積分回路350、メ
モリ360および第2のD/Aコンバータ370を備え
ており、これら回路によりSTC回路400が構成され
ている。
制御回路205に加え、平滑回路300、微分回路31
0、閾値設定回路320、第1の積分回路330、第2
のA/Dコンバータ340、第2の積分回路350、メ
モリ360および第2のD/Aコンバータ370を備え
ており、これら回路によりSTC回路400が構成され
ている。
【0047】このSTC回路400は、検波回路204
から出力されたエコー信号24を受けてSTC信号37
を生成し、このSTC信号37を利得制御回路205に
供給する。利得制御回路205ではエコー信号24にこ
のSTC信号37を加算した後、第1のA/Dコンバー
タ206に出力する。これにより生体の部位による減衰
の違いに応じて適性なSTC補正を行うものである。
から出力されたエコー信号24を受けてSTC信号37
を生成し、このSTC信号37を利得制御回路205に
供給する。利得制御回路205ではエコー信号24にこ
のSTC信号37を加算した後、第1のA/Dコンバー
タ206に出力する。これにより生体の部位による減衰
の違いに応じて適性なSTC補正を行うものである。
【0048】すなわち、検波回路204から出力された
エコー信号24は前述のように図9(a)に示されるも
のであり、このエコー信号24は利得制御回路205に
送られるとともに、平滑回路300にも供給される。こ
のエコー信号24は平滑回路300により平滑処理がな
され、これにより高周波成分が除かれたエコー信号の強
度を表す信号30が得られる。この信号30はf(x)に対
応しており、図9(b)の実線に示される。なお、この
平滑回路300は図2に表すような、抵抗301、コン
デンサ302およびバッファ303により構成されるロ
ーパスフィルタにより実現できる。
エコー信号24は前述のように図9(a)に示されるも
のであり、このエコー信号24は利得制御回路205に
送られるとともに、平滑回路300にも供給される。こ
のエコー信号24は平滑回路300により平滑処理がな
され、これにより高周波成分が除かれたエコー信号の強
度を表す信号30が得られる。この信号30はf(x)に対
応しており、図9(b)の実線に示される。なお、この
平滑回路300は図2に表すような、抵抗301、コン
デンサ302およびバッファ303により構成されるロ
ーパスフィルタにより実現できる。
【0049】エコー信号の強度を表す信号30は微分回
路310によって微分処理が行われる。この微分処理は
f(x)の変化を概ね表現できる程度で充分であるため、実
際上は差分処理であっても問題はない。
路310によって微分処理が行われる。この微分処理は
f(x)の変化を概ね表現できる程度で充分であるため、実
際上は差分処理であっても問題はない。
【0050】図3は遅延線316を用いた差分検出回路
の構成を示す。この回路は、演算増幅器317の負側入
力端に抵抗311、遅延線316および抵抗312を介
して信号30が入力されるとともに、一方正側入力端に
は抵抗314を介して信号30が入力され、この正側入
力端が抵抗315を介して接地され、かつ演算増幅器3
17の出力端が抵抗313を介して負側入力端に帰還接
続された構成となっている。この回路では、演算増幅器
317から平滑回路300から出力された信号30と、
その遅延線316により遅延された遅延信号38(図9
(b)に破線で示す)との差分が出力される。この出力
信号31は微分値f ′(x) に対応しており、図9(c)
に示される。
の構成を示す。この回路は、演算増幅器317の負側入
力端に抵抗311、遅延線316および抵抗312を介
して信号30が入力されるとともに、一方正側入力端に
は抵抗314を介して信号30が入力され、この正側入
力端が抵抗315を介して接地され、かつ演算増幅器3
17の出力端が抵抗313を介して負側入力端に帰還接
続された構成となっている。この回路では、演算増幅器
317から平滑回路300から出力された信号30と、
その遅延線316により遅延された遅延信号38(図9
(b)に破線で示す)との差分が出力される。この出力
信号31は微分値f ′(x) に対応しており、図9(c)
に示される。
【0051】微分回路310の出力信号31は、閾値設
定回路320で所定の閾値と比較され、この閾値設定回
路320の出力信号32が第1の積分回路330に入力
される。これにより図9(c)中の斜線部のみが第1の
積分回路330で積分され、その結果図9(d)に示さ
れるような出力信号33が発生する。この信号33は前
述のg(d)に対応している。
定回路320で所定の閾値と比較され、この閾値設定回
路320の出力信号32が第1の積分回路330に入力
される。これにより図9(c)中の斜線部のみが第1の
積分回路330で積分され、その結果図9(d)に示さ
れるような出力信号33が発生する。この信号33は前
述のg(d)に対応している。
【0052】図4は閾値設定回路320の具体的構成を
表すものである。この回路は、微分回路310の出力信
号31と閾値(+vth、−vth)とを比較するコンパレ
ータ325、326を有し、出力信号31が正負の閾値
(+vth、−vth)の間の信号レベルのときだけスイッ
チ327が閉じ、閾値設定回路320の出力信号32を
通過させる。この処理は差分値の絶対値が閾値以上であ
れば0を出力し、差分値の絶対値が閾値未満であれば差
分値そのものを出力するような処理となる。
表すものである。この回路は、微分回路310の出力信
号31と閾値(+vth、−vth)とを比較するコンパレ
ータ325、326を有し、出力信号31が正負の閾値
(+vth、−vth)の間の信号レベルのときだけスイッ
チ327が閉じ、閾値設定回路320の出力信号32を
通過させる。この処理は差分値の絶対値が閾値以上であ
れば0を出力し、差分値の絶対値が閾値未満であれば差
分値そのものを出力するような処理となる。
【0053】図5は第1の積分回路330の具体的構成
を表すもので、信号32が抵抗331を介して、正側入
力端が接地された演算増幅器333の負側入力端に入力
され、この演算増幅器333と出力端と負側入力端との
間に、積分用コンデンサ332およびスイッチ334が
並列に接続された、反転積分回路としての構成となって
いる。スイッチ334は、各送受信サイクルの始めに積
分用コンデンサ332を放電させるためのものである。
を表すもので、信号32が抵抗331を介して、正側入
力端が接地された演算増幅器333の負側入力端に入力
され、この演算増幅器333と出力端と負側入力端との
間に、積分用コンデンサ332およびスイッチ334が
並列に接続された、反転積分回路としての構成となって
いる。スイッチ334は、各送受信サイクルの始めに積
分用コンデンサ332を放電させるためのものである。
【0054】この第1の積分回路330の出力信号33
は、第2のA/Dコンバータ340によってディジタル
値の出力信号34に変換された後に、第2の積分回路3
50に入力される。第2の積分回路350は1フレーム
に渡って、第2のA/Dコンバータ340の出力信号3
4を各深度ごとに積分する役割を持ち、具体的には図6
に示すように、加算器351とラインメモリ352によ
り構成される。
は、第2のA/Dコンバータ340によってディジタル
値の出力信号34に変換された後に、第2の積分回路3
50に入力される。第2の積分回路350は1フレーム
に渡って、第2のA/Dコンバータ340の出力信号3
4を各深度ごとに積分する役割を持ち、具体的には図6
に示すように、加算器351とラインメモリ352によ
り構成される。
【0055】ラインメモリ352はFIFO(ファース
トイン・ファーストアウト)形式のメモリであり、デー
タ(出力信号34)の1送受信サイクル長分が記憶され
ると同時に、1送受信サイクル前のデータが記憶された
順番通りに出力される。この出力信号32と出力信号3
4とが加算器351により加算され、その加算した信号
が再びラインメモリ352に入力される。1フレーム経
過後には出力信号34が各深度ごとに積分されたデータ
(STCデータ)35が得られる。このデータ35はメ
モリ360に記憶される。
トイン・ファーストアウト)形式のメモリであり、デー
タ(出力信号34)の1送受信サイクル長分が記憶され
ると同時に、1送受信サイクル前のデータが記憶された
順番通りに出力される。この出力信号32と出力信号3
4とが加算器351により加算され、その加算した信号
が再びラインメモリ352に入力される。1フレーム経
過後には出力信号34が各深度ごとに積分されたデータ
(STCデータ)35が得られる。このデータ35はメ
モリ360に記憶される。
【0056】メモリ360に記憶されたデータ35は、
出力信号36として送受信サイクルごとに繰り返し出力
され、さらに第2のD/Aコンバータ370でアナログ
信号に変換されてSTC信号37となる。STC信号3
7は利得制御回路205に供給される。このSTC信号
37により検波回路205から出力されたエコー信号2
4の利得が制御される。ここで、エコー信号24は対数
変換回路203により対数変換された信号であるため、
この利得制御は検波回路204から出力されたエコー信
号24とSTC信号37を加え合わせるだけで実現でき
る。
出力信号36として送受信サイクルごとに繰り返し出力
され、さらに第2のD/Aコンバータ370でアナログ
信号に変換されてSTC信号37となる。STC信号3
7は利得制御回路205に供給される。このSTC信号
37により検波回路205から出力されたエコー信号2
4の利得が制御される。ここで、エコー信号24は対数
変換回路203により対数変換された信号であるため、
この利得制御は検波回路204から出力されたエコー信
号24とSTC信号37を加え合わせるだけで実現でき
る。
【0057】図7はこの利得制御回路205の具体的な
構成を表すものである。この利得制御回路205では、
それぞれ正側入力端が接地されるとともに、各出力端が
負側入力端に抵抗223、226を介して帰還接続され
た2つの演算増幅器220、221を直列接続した構成
となっている。演算増幅器223の負側入力端には抵抗
222を介して検波回路204から出力されたエコー信
号24が入力されるとともに、抵抗224を介してST
C信号37が入力される。演算増幅器220に入力した
エコー信号24とSTC信号37は、加算増幅された
後、さらに演算増幅器221により増幅されて出力され
る。
構成を表すものである。この利得制御回路205では、
それぞれ正側入力端が接地されるとともに、各出力端が
負側入力端に抵抗223、226を介して帰還接続され
た2つの演算増幅器220、221を直列接続した構成
となっている。演算増幅器223の負側入力端には抵抗
222を介して検波回路204から出力されたエコー信
号24が入力されるとともに、抵抗224を介してST
C信号37が入力される。演算増幅器220に入力した
エコー信号24とSTC信号37は、加算増幅された
後、さらに演算増幅器221により増幅されて出力され
る。
【0058】以上の動作によって利得制御回路205の
出力信号25は、図11(f)に表すように減衰が補正
された信号となる。なお、同図(a)のFRMは超音波
画像1枚(1フレーム)を構成するのに必要なビーム走
査の周期で発生するタイミング信号を表し、また同図
(b)のSFTは1回の超音波送受信周期で出力される
タイミング信号を表している。1フレームはn本の超音
波ビームの送受信で構成されるとすれば、FRMの1周
期にはSFTのn周期が含まれている。
出力信号25は、図11(f)に表すように減衰が補正
された信号となる。なお、同図(a)のFRMは超音波
画像1枚(1フレーム)を構成するのに必要なビーム走
査の周期で発生するタイミング信号を表し、また同図
(b)のSFTは1回の超音波送受信周期で出力される
タイミング信号を表している。1フレームはn本の超音
波ビームの送受信で構成されるとすれば、FRMの1周
期にはSFTのn周期が含まれている。
【0059】以上のSTC信号37による補正は、エコ
ー信号24の変化の急峻な部分では、第1の積分回路3
30の出力信号33が変化しないため、図9(a)に示
されるようなエコー信号24の中間部分24aにあるよ
うなエコーフリー部に対しては深度に対する利得変化を
もたらさない。その結果、前述したようにエコーフリー
部を極端に増幅してしまうことはない。これとは反対
に、たとえば組織中に存在する腫瘍のように周囲よりも
特異的に明るく表示される部分にも、利得を極端に低下
させて周囲の組織との判別を困難にしてしまうこともな
く、常に的確なSTCカーブを得ることが可能である。
ー信号24の変化の急峻な部分では、第1の積分回路3
30の出力信号33が変化しないため、図9(a)に示
されるようなエコー信号24の中間部分24aにあるよ
うなエコーフリー部に対しては深度に対する利得変化を
もたらさない。その結果、前述したようにエコーフリー
部を極端に増幅してしまうことはない。これとは反対
に、たとえば組織中に存在する腫瘍のように周囲よりも
特異的に明るく表示される部分にも、利得を極端に低下
させて周囲の組織との判別を困難にしてしまうこともな
く、常に的確なSTCカーブを得ることが可能である。
【0060】前述のエコー信号24の緩変化を検出する
方法は、閾値設定回路320として図4に表す回路を用
いていることにより、微分値の絶対値が設定した閾値以
上の場合は出力値を0としたが、このエコー信号24の
緩変化を検出する方法はこれに限ったものではない。た
とえば閾値設定回路320として図8に示す回路を用い
ることにより、図10(b)に示すように微分値と出力
値を対応づける方法でも効果的である。この回路は、微
分回路310の出力信号31を演算増幅器401の負側
入力端に抵抗404を介して入力するとともに正側入力
端に抵抗406を介して入力し、この演算増幅器401
の出力端を抵抗405を介して負側入力端に帰還接続さ
せ、かつ正側入力端にダイオード402のアノード側お
よびダイオード403のカソード側を接続し、これらダ
イオード402、403により閾値±vthを設定する構
成となっている。このような構成により、微分回路31
0の出力信号31に対し、演算増幅器401の出力値が
負の閾値(−vth)と正の閾値(+vth)との間では単
調増加を、負の閾値(−vth)より小さい場合および正
の閾値(+vth)より大きい場合には単調減少するよう
な関係(図10(b))をもたせることができ、これに
よりより滑らかなSTC補正を実現できる。
方法は、閾値設定回路320として図4に表す回路を用
いていることにより、微分値の絶対値が設定した閾値以
上の場合は出力値を0としたが、このエコー信号24の
緩変化を検出する方法はこれに限ったものではない。た
とえば閾値設定回路320として図8に示す回路を用い
ることにより、図10(b)に示すように微分値と出力
値を対応づける方法でも効果的である。この回路は、微
分回路310の出力信号31を演算増幅器401の負側
入力端に抵抗404を介して入力するとともに正側入力
端に抵抗406を介して入力し、この演算増幅器401
の出力端を抵抗405を介して負側入力端に帰還接続さ
せ、かつ正側入力端にダイオード402のアノード側お
よびダイオード403のカソード側を接続し、これらダ
イオード402、403により閾値±vthを設定する構
成となっている。このような構成により、微分回路31
0の出力信号31に対し、演算増幅器401の出力値が
負の閾値(−vth)と正の閾値(+vth)との間では単
調増加を、負の閾値(−vth)より小さい場合および正
の閾値(+vth)より大きい場合には単調減少するよう
な関係(図10(b))をもたせることができ、これに
よりより滑らかなSTC補正を実現できる。
【0061】上記第1の実施例の超音波装置では、エコ
ー信号の強度f(x)からg(d)を得るまでの過程をアナログ
回路によって行っているが、第2の実施例として、図1
8に示すように高速なDSP(ディジタル信号処理回
路)505を用いることにより、検波回路204以降の
一連の処理をディジタル的に行う方法も可能である。
ー信号の強度f(x)からg(d)を得るまでの過程をアナログ
回路によって行っているが、第2の実施例として、図1
8に示すように高速なDSP(ディジタル信号処理回
路)505を用いることにより、検波回路204以降の
一連の処理をディジタル的に行う方法も可能である。
【0062】本実施例においては、検波回路204まで
は第1の実施例と同様の構成であるため、以後の説明は
検波回路204から後の部分について説明する。
は第1の実施例と同様の構成であるため、以後の説明は
検波回路204から後の部分について説明する。
【0063】検波回路204から出力される検波された
エコー信号24はA/Dコンバータ501によりディジ
タル信号51に変換される。このディジタル信号51は
図示しない制御回路からの制御信号50のタイミングに
したがって画像メモリ502に書き込まれ、断層像デー
タ(V(i,j))(iは走査線番号;1〜N,jは深
度方向画素番号をそれぞれ示す)として記憶されるが、
同時にメモリ503にも書き込まれる。このメモリ50
3に書き込まれたエコーデータは、プログラムメモリ5
06に書き込まれているSTCカーブ算出ルーチンにし
たがってDSP505によりSTCカーブデータ(Vs
(q,x))55が算出される。算出されたSTCカー
ブデータ55はメモリ504に書き込まれる。STCカ
ーブ算出ルーチンは第1の実施例で述べた処理を数値的
に行うものである。図19にSTCカーブ算出ルーチン
の一例を示す。
エコー信号24はA/Dコンバータ501によりディジ
タル信号51に変換される。このディジタル信号51は
図示しない制御回路からの制御信号50のタイミングに
したがって画像メモリ502に書き込まれ、断層像デー
タ(V(i,j))(iは走査線番号;1〜N,jは深
度方向画素番号をそれぞれ示す)として記憶されるが、
同時にメモリ503にも書き込まれる。このメモリ50
3に書き込まれたエコーデータは、プログラムメモリ5
06に書き込まれているSTCカーブ算出ルーチンにし
たがってDSP505によりSTCカーブデータ(Vs
(q,x))55が算出される。算出されたSTCカー
ブデータ55はメモリ504に書き込まれる。STCカ
ーブ算出ルーチンは第1の実施例で述べた処理を数値的
に行うものである。図19にSTCカーブ算出ルーチン
の一例を示す。
【0064】このSTCカーブ算出ルーチンでは、まず
メモリ503よりエコーデータV(i,j)の読み出し
を行い(ステップS191)、次いでこの読み出したデ
ータの平滑化処理を行い、平均値F(i,k)を求める
(ステップS192)。この例では、平均化処理を深度
方向に隣合うM画素の平均を全深度位置について行うも
ので、第1の実施例における平滑回路300の役割と同
様である。その後、深度方向の差分処理を行い差分値D
(i,k)=F(i,k+1)−F(i,k)を求める
(ステップS193)。この処理は第1の実施例におけ
る微分回路310の役割と同様である。次に、この差分
値を入力として所定の変換処理を行う(ステップS19
4)。この変換処理は本発明のa(f ′(x))・f ′(x) に
対応するもので、A(i,k)=A(D(i,k))=
A(D(i,k))・D(i,k)のデータを出力す
る。具体的には、D(i,k)の値が−10〜10まで
の範囲を持つとした場合、プログラムメモリ506中の
アドレス(X1〜X20)に図20に表すような内容の
データ(A1〜A20)が予め記憶されている。D
(i,k)の値(−10〜10)はアドレスX1〜X2
0に対応付けられているので、D(i,k)の入力値に
対応して前記変換の施された値A(i,k)を得ること
ができる。これらの処理は、第1の実施例における閾値
設定回路320の役割と同様である。次に、A(i,
k)を深度方向に積分して、積分値G(i,k)を求め
((ステップS195)、さらにこの積分値の走査方向
の平滑化処理(ステップS196)を行うことによりデ
ータVs(q,x)を求め、これをメモリ504へ書き
込む(ステップS197)。これらの処理は、第1の実
施例における第1の積分回路330および第2の積分回
路350の役割と同様である。
メモリ503よりエコーデータV(i,j)の読み出し
を行い(ステップS191)、次いでこの読み出したデ
ータの平滑化処理を行い、平均値F(i,k)を求める
(ステップS192)。この例では、平均化処理を深度
方向に隣合うM画素の平均を全深度位置について行うも
ので、第1の実施例における平滑回路300の役割と同
様である。その後、深度方向の差分処理を行い差分値D
(i,k)=F(i,k+1)−F(i,k)を求める
(ステップS193)。この処理は第1の実施例におけ
る微分回路310の役割と同様である。次に、この差分
値を入力として所定の変換処理を行う(ステップS19
4)。この変換処理は本発明のa(f ′(x))・f ′(x) に
対応するもので、A(i,k)=A(D(i,k))=
A(D(i,k))・D(i,k)のデータを出力す
る。具体的には、D(i,k)の値が−10〜10まで
の範囲を持つとした場合、プログラムメモリ506中の
アドレス(X1〜X20)に図20に表すような内容の
データ(A1〜A20)が予め記憶されている。D
(i,k)の値(−10〜10)はアドレスX1〜X2
0に対応付けられているので、D(i,k)の入力値に
対応して前記変換の施された値A(i,k)を得ること
ができる。これらの処理は、第1の実施例における閾値
設定回路320の役割と同様である。次に、A(i,
k)を深度方向に積分して、積分値G(i,k)を求め
((ステップS195)、さらにこの積分値の走査方向
の平滑化処理(ステップS196)を行うことによりデ
ータVs(q,x)を求め、これをメモリ504へ書き
込む(ステップS197)。これらの処理は、第1の実
施例における第1の積分回路330および第2の積分回
路350の役割と同様である。
【0065】ここで、Nは走査線の数、i(=1〜N)
は走査線の位置、jは深度方向の位置、Mは深度方向の
移動平均幅、Pは走査方向のブロック分割数、q(=
1,2,…,p)はブロック番号、W=N/Pをそれぞ
れ表している。
は走査線の位置、jは深度方向の位置、Mは深度方向の
移動平均幅、Pは走査方向のブロック分割数、q(=
1,2,…,p)はブロック番号、W=N/Pをそれぞ
れ表している。
【0066】さて、画像メモリ502に書き込まれた断
層像データ(V(i,j))52は、制御信号50によ
り図示してない表示器のタイミングに合わせて読み出さ
れる。同時に、メモリ504のSTCカーブデータVs
(q,x)も断層像データの画素と対応した関係で読み
出される。なお、このメモリ504から読み出されたデ
ータ54が第1の実施例におけるSTC信号37に相当
するものである。これら2種類のデータは加算器507
によって次式に示すように加算され、利得制御された断
層像データ(VOUT (i,j))57となる。
層像データ(V(i,j))52は、制御信号50によ
り図示してない表示器のタイミングに合わせて読み出さ
れる。同時に、メモリ504のSTCカーブデータVs
(q,x)も断層像データの画素と対応した関係で読み
出される。なお、このメモリ504から読み出されたデ
ータ54が第1の実施例におけるSTC信号37に相当
するものである。これら2種類のデータは加算器507
によって次式に示すように加算され、利得制御された断
層像データ(VOUT (i,j))57となる。
【0067】
【数15】
【0068】ここで、q=1 ,2 ,3,…、i=1
〜W ,W +1 〜2W,2W+1 〜3W,…、j=xである。
〜W ,W +1 〜2W,2W+1 〜3W,…、j=xである。
【0069】この断層像データ57はD/Aコンバータ
208によりアナログ信号に変換された後、図1に示し
た表示器209に断層像として表示される。
208によりアナログ信号に変換された後、図1に示し
た表示器209に断層像として表示される。
【0070】さて、第2の実施例では、操作方向をP分
割してそれぞれの領域ごとに利得制御を行っているが、
図16に表すように、エコーフリー部801、802な
どの信号レベルが大きくなる領域が画像の部分によって
異なる深度に存在するような場合、図17(a)〜
(d)に示すように領域A〜Dごとに異なる利得制御を
与えることができる。このため、それぞれの領域ごとに
最適なSTC補正が可能となる。さらに、各領域のST
Cデータについて、隣合う領域間で移動平均処理を行え
ば、画像全体に渡って滑らかで、かつ局所的にも的確な
STC補正を実現することができる。
割してそれぞれの領域ごとに利得制御を行っているが、
図16に表すように、エコーフリー部801、802な
どの信号レベルが大きくなる領域が画像の部分によって
異なる深度に存在するような場合、図17(a)〜
(d)に示すように領域A〜Dごとに異なる利得制御を
与えることができる。このため、それぞれの領域ごとに
最適なSTC補正が可能となる。さらに、各領域のST
Cデータについて、隣合う領域間で移動平均処理を行え
ば、画像全体に渡って滑らかで、かつ局所的にも的確な
STC補正を実現することができる。
【0071】なお、本実施例では画像メモリ502およ
びメモリ503、504の内容が超音波ビーム走査毎に
更新されれば、表示器209上にリアルタイムの超音波
断層像が表示される。
びメモリ503、504の内容が超音波ビーム走査毎に
更新されれば、表示器209上にリアルタイムの超音波
断層像が表示される。
【0072】なお、STCカーブの勾配は比較的ゆるや
かに変化するので、メモリ503、504は必ずしも画
像メモリ502の画素数と同数のデータ数を記憶しなく
てもよく、たとえばその10分の1程度でも殆どの場
合、問題はない。また、STCカーブの時間変化も比較
的ゆるやかに変化させても実用上問題がないので、DS
P505によるSTCカーブの算出は超音波ビームの1
走査ごとに行わなくても、数秒に1回の割合でも十分で
ある。
かに変化するので、メモリ503、504は必ずしも画
像メモリ502の画素数と同数のデータ数を記憶しなく
てもよく、たとえばその10分の1程度でも殆どの場
合、問題はない。また、STCカーブの時間変化も比較
的ゆるやかに変化させても実用上問題がないので、DS
P505によるSTCカーブの算出は超音波ビームの1
走査ごとに行わなくても、数秒に1回の割合でも十分で
ある。
【0073】第2の実施例のようにディジタル処理を行
う場合には、前述の関数a(f′(x))をさらに複雑なもの
にすることも容易である。たとえば図13(b)に示す
関係をテーブルにし、入力値に対応する出力値をそのテ
ーブルから決定する方法や、入力値をx、出力値をyと
した場合、次の数式16または数式17等の関係式から
出力値を決定する方法も容易に行い得る。
う場合には、前述の関数a(f′(x))をさらに複雑なもの
にすることも容易である。たとえば図13(b)に示す
関係をテーブルにし、入力値に対応する出力値をそのテ
ーブルから決定する方法や、入力値をx、出力値をyと
した場合、次の数式16または数式17等の関係式から
出力値を決定する方法も容易に行い得る。
【0074】
【数16】
【0075】
【数17】
【0076】第1の実施例の場合は微分値が閾値に非常
に近い場合などは、ノイズの重畳により処理結果が急に
変化することがあり得るが、テーブルや上述の関係式を
用いることにより、より自然なSTCカーブを得ること
ができる。
に近い場合などは、ノイズの重畳により処理結果が急に
変化することがあり得るが、テーブルや上述の関係式を
用いることにより、より自然なSTCカーブを得ること
ができる。
【0077】以上、本発明をBモード型超音波診断装置
に応用した場合について説明したが本発明の応用はこれ
に限られるものではなく、Aモード型超音波診断装置や
2次元的に超音波ビーム走査を行い、3次元の断層像を
得るような超音波診断装置にも応用可能でなることは言
うまでもない。さらに、医療用に限らず同様な原理で超
音波断層像を得る工業用非破壊検査装置への応用も可能
である。
に応用した場合について説明したが本発明の応用はこれ
に限られるものではなく、Aモード型超音波診断装置や
2次元的に超音波ビーム走査を行い、3次元の断層像を
得るような超音波診断装置にも応用可能でなることは言
うまでもない。さらに、医療用に限らず同様な原理で超
音波断層像を得る工業用非破壊検査装置への応用も可能
である。
【0078】
【発明の効果】以上説明したように請求項1ないし5記
載の超音波診断装置によれば、エコー信号に対して、対
数変換処理および検波処理を施して得られる深度x付近
のエコー信号強度をf(x)とし、その深度方向の微分値を
f ′(x) とした場合、f ′(x)の入力に対し、その入力
値の絶対値の増加に伴って減少、もしくは0となるよう
な関数a(f ′(x) )(ただし、0≦a(f ′(x) )≦
1)を用いて、
載の超音波診断装置によれば、エコー信号に対して、対
数変換処理および検波処理を施して得られる深度x付近
のエコー信号強度をf(x)とし、その深度方向の微分値を
f ′(x) とした場合、f ′(x)の入力に対し、その入力
値の絶対値の増加に伴って減少、もしくは0となるよう
な関数a(f ′(x) )(ただし、0≦a(f ′(x) )≦
1)を用いて、
【0079】
【数18】
【0080】で定義されるg(d)の値に基づいて深度dま
たはd付近におけるエコー信号の利得を制御するように
したので、生体の部位による減衰の違いに応じて常に適
正なSTC補正を自動的に行うことができる。したがっ
て、従来のような繁雑なSTCボリュームの操作やオペ
レータの介在が不要となる。また、断層像中の特異的に
明るい部分や暗い部分、またエコー強度変化の無い一様
な部分には必要以上に利得変化を与えることがないた
め、診断に重要なエコー情報(腫瘍の後部陰影や後部増
強部等)を損なうことの無い明瞭な超音波診断装置を得
ることができる。
たはd付近におけるエコー信号の利得を制御するように
したので、生体の部位による減衰の違いに応じて常に適
正なSTC補正を自動的に行うことができる。したがっ
て、従来のような繁雑なSTCボリュームの操作やオペ
レータの介在が不要となる。また、断層像中の特異的に
明るい部分や暗い部分、またエコー強度変化の無い一様
な部分には必要以上に利得変化を与えることがないた
め、診断に重要なエコー情報(腫瘍の後部陰影や後部増
強部等)を損なうことの無い明瞭な超音波診断装置を得
ることができる。
【0081】特に、請求項2記載の超音波診断装置によ
れば、被積分関数a(f ′(x))・f ′(x) を、あらかじめ
f ′(x) について正負の設定値を設け、f ′(x) が負の
設定値と正の設定値との間では単調増加を、負の設定値
より小さい場合および正の設定値より大きい場合には単
調減少なる関係を示す出力値を出力するように構成した
ので、中間的なエコー分布を示す断層像の場合でも自然
な状態でSTC補正を行うことができる。
れば、被積分関数a(f ′(x))・f ′(x) を、あらかじめ
f ′(x) について正負の設定値を設け、f ′(x) が負の
設定値と正の設定値との間では単調増加を、負の設定値
より小さい場合および正の設定値より大きい場合には単
調減少なる関係を示す出力値を出力するように構成した
ので、中間的なエコー分布を示す断層像の場合でも自然
な状態でSTC補正を行うことができる。
【0082】また請求項4記載の超音波診断装置によれ
ば、関数a(f ′(x))を、
ば、関数a(f ′(x))を、
【0083】
【数19】
【0084】
【数20】 となる値を出力する関数としたので、請求項3記載の超
音波診断装置に比べて、処理が簡単になるという効果が
ある。
音波診断装置に比べて、処理が簡単になるという効果が
ある。
【0085】また請求項5記載の超音波診断装置によれ
ば、超音波ビームを被検体中に走査させ、前記g(d)をこ
の超音波ビームの走査で得られた複数のエコーラインに
渡って平滑するようにしたので、ビーム走査方向に対す
る利得の変化を小さくすることができ、全ての超音波ラ
スタについて同一の利得制御を与えることができる。
ば、超音波ビームを被検体中に走査させ、前記g(d)をこ
の超音波ビームの走査で得られた複数のエコーラインに
渡って平滑するようにしたので、ビーム走査方向に対す
る利得の変化を小さくすることができ、全ての超音波ラ
スタについて同一の利得制御を与えることができる。
【0086】また、請求項6および7記載の超音波診断
装置によれば、微分値f ′(x) を得るにあたり、エコー
信号強度分布から高周波成分を除去するようにしたの
で、各深度における個々のエコーパルスの強度の大小に
依存しない平均的エコー強度を求めることができる。
装置によれば、微分値f ′(x) を得るにあたり、エコー
信号強度分布から高周波成分を除去するようにしたの
で、各深度における個々のエコーパルスの強度の大小に
依存しない平均的エコー強度を求めることができる。
【図1】本発明の第1の実施例に係る超音波診断装置の
回路構成を表すブロック図である。
回路構成を表すブロック図である。
【図2】図1の超音波診断装置に用いられる平滑回路の
回路構成図である。
回路構成図である。
【図3】図1の超音波診断装置に用いられる微分回路の
回路構成図である。
回路構成図である。
【図4】図1の超音波診断装置に用いられる閾値設定回
路の回路構成図である。
路の回路構成図である。
【図5】図1の超音波診断装置に用いられる第1の積分
回路の回路構成図である。
回路の回路構成図である。
【図6】図1の超音波診断装置に用いられる第2の積分
回路の回路構成図である。
回路の回路構成図である。
【図7】図1の超音波診断装置に用いられる利得制御回
路の回路構成図である。
路の回路構成図である。
【図8】図1の超音波診断装置に用いられる閾値設定回
路の他の構成を表す回路構成図である。
路の他の構成を表す回路構成図である。
【図9】図1の超音波診断装置の各部の出力を表す波形
図である。
図である。
【図10】f′(x) と被積分関数a(f′(x) )・f′
(x) との関係を表す図である。
(x) との関係を表す図である。
【図11】図1の超音波診断装置の各部の出力を表す波
形図である。
形図である。
【図12】従来の超音波診断装置の問題点を説明するた
めの断層像を表す図である。
めの断層像を表す図である。
【図13】図12の断層像から得られるエコー信号の特
性を説明するための図である。
性を説明するための図である。
【図14】中間的なエコー強度分布を示す断層像の例を
表す図である。
表す図である。
【図15】図14の断層像から得られるエコー信号の特
性を説明するための図である。
性を説明するための図である。
【図16】信号レベルが大きな領域が画像の部分によっ
て異なる深度に存在する断層像の例を表す図である。
て異なる深度に存在する断層像の例を表す図である。
【図17】図16の断層像の各領域毎の利得制御状態を
表す図である。
表す図である。
【図18】本発明の第2の実施例に係る超音波診断装置
の要部の構成を表すブロック図である。
の要部の構成を表すブロック図である。
【図19】図18のプログラムメモリに書き込まれるS
TCカーブ算出ルーチンを表す流れ図である。
TCカーブ算出ルーチンを表す流れ図である。
【図20】図18のプログラムメモリ中の各アドレスに
記憶されたデータを表す図である。
記憶されたデータを表す図である。
100 超音波プローブ 200 走査回路 204 検波回路 205 利得制御回路 300 平滑回路 310 微分回路 320 閾値設定回路 330 第1の積分回路 340 第1のA/Dコンバータ 350 第2の積分回路 360 メモリ 370 第2のA/Dコンバータ 400 STC回路
Claims (7)
- 【請求項1】 被検体内に超音波ビームを送波して、被
検体からの超音波エコーを受波し、エコー信号に基づく
被検体の断層画像を形成する超音波診断装置において、 前記エコー信号に対して、対数変換処理および検波処理
を施して得られる深度x付近のエコー信号強度をf
(x)とし、その深度方向の微分値をf´(x)とした
場合、f´(x)の入力に対し、その入力値の絶対値の
増加に伴って減少、もしくは0となるような関数a(f
´(x))(ただし、0≦a(f´(x))≦1)を用
いて、 【数1】 で定義されるg(d)の値に基づいて深度dまたはd付
近におけるエコー信号の利得を制御する利得制御手段を
備えたことを特徴とする超音波診断装置。 - 【請求項2】 前記被積分関数a(f ′(x))・f ′(x)
は、あらかじめf ′(x) について正負の設定値を設け、
f ′(x) が負の設定値と正の設定値との間では単調増加
を、負の設定値より小さい場合および正の設定値より大
きい場合には単調減少なる関係を示す出力値を出力する
ことを特徴とする請求項1記載の超音波診断装置。 - 【請求項3】 前記関数a(f ′(x))は、設定値として閾
値vthとした場合、 【数2】 【数3】 となる値を出力することを特徴とする請求項2記載の超
音波診断装置。 - 【請求項4】 前記関数a(f ′(x))は、 【数4】 【数5】 なる値を出力することを特徴とする請求項3記載の超音
波診断装置。 - 【請求項5】 前記超音波ビームを被検体中に走査さ
せ、前記g(d)はこの超音波ビームの走査で得られた複数
のエコーラインに渡って平滑されることを特徴とする請
求項1〜4のいずれか1に記載の超音波診断装置。 - 【請求項6】 前記微分値f ′(x) を得るにあたり、エ
コー信号強度分布から高周波成分を除去することを特徴
とする請求項1ないし5のいずれか1に記載の超音波診
断装置。 - 【請求項7】 前記高周波成分除去手段は、エコー信号
強度分布を深度方向に平滑化する方法、エコー信号強度
分布を深度に対して周波数変換し低周波成分を強調し逆
変換を行う方法、および複数のラスタを同深度間で平均
化し一つのエコー信号強度分布とする方法の少なくとも
一つを用いることを特徴とする請求項6記載の超音波診
断装置。
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP3186539A JP3069404B2 (ja) | 1991-07-25 | 1991-07-25 | 超音波診断装置 |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP3186539A JP3069404B2 (ja) | 1991-07-25 | 1991-07-25 | 超音波診断装置 |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPH07323032A JPH07323032A (ja) | 1995-12-12 |
JP3069404B2 true JP3069404B2 (ja) | 2000-07-24 |
Family
ID=16190272
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP3186539A Expired - Fee Related JP3069404B2 (ja) | 1991-07-25 | 1991-07-25 | 超音波診断装置 |
Country Status (1)
Country | Link |
---|---|
JP (1) | JP3069404B2 (ja) |
Families Citing this family (2)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US7306561B2 (en) * | 2004-09-02 | 2007-12-11 | Scimed Life Systems, Inc. | Systems and methods for automatic time-gain compensation in an ultrasound imaging system |
JP6697538B1 (ja) * | 2018-12-21 | 2020-05-20 | ゼネラル・エレクトリック・カンパニイ | 超音波装置及びその制御プログラム |
-
1991
- 1991-07-25 JP JP3186539A patent/JP3069404B2/ja not_active Expired - Fee Related
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
JPH07323032A (ja) | 1995-12-12 |
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Legal Events
Date | Code | Title | Description |
---|---|---|---|
LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |