JP3329589B2 - Ultrasonic imaging display method and ultrasonic diagnostic apparatus - Google Patents
Ultrasonic imaging display method and ultrasonic diagnostic apparatusInfo
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Description
【０００１】[0001]
【産業上の利用分野】本発明は超音波イメージング表示
方法及び超音波診断装置に関し、特に、血流速度の遅い
部位の観察にも適した超音波イメージング表示方法及び
超音波診断装置に関する。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to an ultrasonic imaging display method and an ultrasonic diagnostic apparatus, and more particularly to an ultrasonic imaging display method and an ultrasonic diagnostic apparatus which are suitable for observing a site having a low blood flow velocity.
【０００２】[0002]
【従来の技術】超音波を被検体に照射すると、生体組織
を媒体として超音波が伝達されるが、臓器等の組織や病
変部のような周囲の組織との音響インピーダンスの差の
ある所から反射されて、また、血液における赤血球など
からは散乱によって、送波した超音波の一部が戻ってく
る。この反射体や散乱体が視線方向に運動または移動す
る物体であった場合、その反射波の周波数はドプラ効果
によって送信周波数から偏移する。超音波ドプラ診断装
置はこの周波数偏移量を測定して移動物体の速度及び移
動方向を表示観察して診断の用に供する装置である。2. Description of the Related Art When an object is irradiated with ultrasonic waves, the ultrasonic waves are transmitted using a living tissue as a medium. However, there is a difference in acoustic impedance between the tissue such as an organ or a surrounding tissue such as a lesion. A part of the transmitted ultrasonic wave returns by being reflected and scattered from red blood cells and the like in the blood. When the reflector or the scatterer is an object that moves or moves in the line of sight, the frequency of the reflected wave shifts from the transmission frequency due to the Doppler effect. The ultrasonic Doppler diagnostic device is a device that measures the frequency shift amount, displays and observes the speed and moving direction of the moving object, and uses the result for diagnosis.
【０００３】この超音波ドプラ診断装置において、移動
物体の移動方向を例えば近付く場合に赤，遠ざかる場合
に青のように色で表示し、その移動速度を輝度で表示す
るＣＦＭ（Color Flow Mapping）モードを有するがあ
る。In this ultrasonic Doppler diagnostic apparatus, a CFM (Color Flow Mapping) mode in which the moving direction of a moving object is displayed in a color such as red when approaching, and blue when moving away, and the moving speed is displayed in brightness. There is.
【０００４】図１１に従来のＣＦＭモードを有する超音
波診断装置の構成図を示す。この図１１の構成におい
て、超音波探触子１は送波電気信号を超音波に変換して
被検体内に送波し、被検体内から反射されて戻って来た
超音波信号を電気信号に変換する。送受信部２は送信信
号を増幅して超音波探触子１に送り、受波された受信信
号を各処理部に送る。すなわち、送受信部２の出力はＢ
モード処理部３、ドプラ処理部４及びＣＦＭ演算部５に
それぞれ入力される。FIG. 11 shows a configuration diagram of a conventional ultrasonic diagnostic apparatus having a CFM mode. In the configuration shown in FIG. 11, the ultrasonic probe 1 converts the transmitted electric signal into an ultrasonic wave, transmits the ultrasonic wave into the subject, and converts the ultrasonic signal reflected back from the subject into the electric signal. Convert to The transmission / reception unit 2 amplifies the transmission signal and sends it to the ultrasound probe 1, and sends the received reception signal to each processing unit. That is, the output of the transmitting / receiving unit 2 is B
The signals are input to the mode processing unit 3, the Doppler processing unit 4, and the CFM calculation unit 5, respectively.
【０００５】Ｂモード処理部３では増幅，対数圧縮，検
波等を行ってＢモード表示のための信号を出力して、Ｄ
ＳＣ(Digital Scan Converter)６に入力する。ドプラ処
理部４は受信信号を増幅し、所定の参照信号と混合して
ホモダイン検波を行い、参照信号と受信信号との周波数
差を出力する。この周波数差はＦＦＴ８によって周波数
分析してＤＳＣ６に入力する。尚、この周波数差は反射
体の音線方向の速度を示し、その正負により運動方向を
知ることができる。The B-mode processing unit 3 performs amplification, logarithmic compression, detection, and the like, outputs a signal for displaying the B-mode, and outputs
Input to SC (Digital Scan Converter) 6. The Doppler processing unit 4 amplifies the received signal, mixes it with a predetermined reference signal, performs homodyne detection, and outputs a frequency difference between the reference signal and the received signal. The frequency difference is analyzed by the FFT 8 and input to the DSC 6. Note that this frequency difference indicates the speed of the reflector in the sound ray direction, and the direction of movement can be known by its sign.
【０００６】また、送受信部２の受信信号はＣＦＭ演算
部５に入力される。このＣＦＭ演算部５では、移動目標
のみの反射波を抽出し、例えば血流からの反射波を抽出
して演算を行い血流速度を検出する。[0006] The received signal of the transmission / reception unit 2 is input to the CFM operation unit 5. The CFM calculation unit 5 extracts a reflected wave only from the moving target, extracts, for example, a reflected wave from a blood flow and performs a calculation to detect a blood flow velocity.
【０００７】ＤＳＣ６は入力された各信号を参照して、
Ｂモード表示上に移動物体（血流）に着色した表示をＣ
ＲＴ表示部７に行う。例えば、移動方向で色を変え
（赤，青）、移動速度に応じて輝度を変えるようにして
表示を行う。[0007] The DSC 6 refers to each input signal, and
The display in which the moving object (blood flow) is colored on the B mode display is C
This is performed on the RT display unit 7. For example, display is performed by changing colors (red and blue) in the moving direction and changing luminance according to the moving speed.
【０００８】図１２は実際の血流速度の一例を示す特性
図である。血流は心収縮に伴って速度が変化するもので
ある。従って、この図１２の特性をＣＦＭ表示すると、
赤若しくは青で速度に応じて輝度が異なる表示が行なわ
れる。ここで、図１２で血流速度がＶth未満である場合
にはＣＦＭ表示が行われない。FIG. 12 is a characteristic diagram showing an example of an actual blood flow velocity. The blood flow changes its speed with cardiac contraction. Therefore, when the characteristics of FIG. 12 are displayed in CFM,
A display with different luminance depending on the speed is performed in red or blue. Here, if the blood flow velocity is lower than Vth in FIG. 12, the CFM display is not performed.
【０００９】これは、これはＣＦＭ演算における分析系
の処理のビット幅には限りがあるので、血流の値が小さ
くなってくると、分析系で求めた平均速度値，速度分散
値の誤差が大きくなるためである。このため、しきい値
を設けて、このしきい値より小さな血流速度が演算の結
果得られた場合には表示させないようにしている。This is because the bit width of the processing of the analysis system in the CFM calculation is limited, and as the value of the blood flow becomes smaller, the error of the average velocity value and the velocity variance value obtained by the analysis system becomes smaller. Is to be large. For this reason, a threshold value is provided so that if a blood flow velocity smaller than the threshold value is obtained as a result of the calculation, it is not displayed.
【００１０】また、ＭＴＦフィルタのカットオフ周波数
や分析データ数によって、分析可能最低速度（Ｖth）が
決まることもある。[0010] In addition, the lowest analyzable speed (Vth) may be determined by the cutoff frequency of the MTF filter and the number of analysis data.
【００１１】[0011]
【発明が解決しようとする課題】以上のように、血流速
度がしきい値Ｖth未満のときにＣＦＭ表示が行われない
とすると、ある期間はＣＦＭ表示され、別の期間にはＣ
ＦＭ表示されないという状況になる。従って、実際に
は、低速の血流が存在しているにもかかわらず、ＣＦＭ
表示がされていないという問題が発生している。As described above, assuming that CFM display is not performed when the blood flow velocity is less than the threshold value Vth, CFM display is performed during a certain period and CFM display is performed during another period.
FM display is not performed. Thus, in practice, despite the presence of slow blood flow, CFM
There is a problem that is not displayed.
【００１２】このような不具合を解決するために、フィ
ルタ処理を行って血流速度が表示される期間を長くする
ことが行なわれる。図１３は上述のような不具合を解決
するフィルタ処理を実行する超音波診断装置の構成を示
す構成図である。この図１３において、上述の図１１と
同一物には同一番号を付している。異なる点は、ＣＦＭ
演算部５の演算結果（２次元流速データ）Ｖnew と遅延
部１０で所定の時間遅延させた２次元流速データＶold
とで時間方向のフィルタ処理を実行していることであ
る。In order to solve such a problem, a period in which the blood flow velocity is displayed is extended by performing a filtering process. FIG. 13 is a configuration diagram showing a configuration of an ultrasonic diagnostic apparatus that executes a filter process for solving the above-described problem. 13, the same components as those in FIG. 11 described above are denoted by the same reference numerals. The difference is that CFM
The calculation result (two-dimensional flow velocity data) Vnew of the calculation part 5 and the two-dimensional flow velocity data Vold delayed for a predetermined time by the delay part 10
And that the filtering process in the time direction is executed.
【００１３】この時間方向のフィルタ処理としては、Ｃ
ＦＭ演算により得られた２次元流速データをＶnew ，こ
の２次元流速データＶnew を遅延させた遅延データをＶ
old，時間方向のフィルタ処理により得られる結果をＶn
ew ′，フィルタ処理に用いる定数をα（０＜α＜１）
とした場合、 Ｖnew ≧Ｖold のときは Ｖnew ′＝Ｖnew ， Ｖnew ＜Ｖold のときは Ｖnew ′＝α・Ｖold ＋（１−α）Ｖnew としている。The filtering process in the time direction includes C
The two-dimensional flow velocity data obtained by the FM operation is Vnew, and the delay data obtained by delaying the two-dimensional flow velocity data Vnew is Vnew.
old, the result obtained by filtering in the time direction is Vn
ew ', the constant used for the filter processing is α (0 <α <1)
When Vnew ≧ Vold, Vnew ′ = Vnew, and when Vnew <Vold, Vnew ′ = α · Vold + (1−α) Vnew.
【００１４】このようなフィルタ処理により、血流速度
が上昇した場合にはそのまま表示され、血流速度が低下
した場合には以前の血流速度と平均される結果、図１４
のような信号が得られる。この場合、血流速度が低下し
た期間でも表示が欠落することはなくなる。このフィル
タ処理では、Ｖold の比率が大きくなるようなαを選択
している。As a result of such a filtering process, when the blood flow velocity increases, it is displayed as it is, and when the blood flow velocity decreases, it is averaged with the previous blood flow velocity.
Is obtained. In this case, the display is not lost even during the period in which the blood flow velocity is reduced. In this filter processing, α is selected so that the ratio of Vold becomes large.
【００１５】しかし、血流速度の変化の幅が小さくな
り、ＣＲＴ表示装置上のＣＦＭ表示がモヤモヤした感じ
になる。従って、表示から血流速度の変化をつかみ難く
なる問題がある。[0015] However, the range of the change in the blood flow velocity is reduced, and the CFM display on the CRT display device feels hazy. Therefore, there is a problem that it is difficult to grasp the change in the blood flow velocity from the display.
【００１６】また、定数αを小さくすること（Ｖold の
比率が小さくなるようなαを選択すること）で図１５に
示すように下降の追従性が良くなる。しかし、Ｖnew が
小さい状態が続くと、表示が欠落する期間が発生するこ
とにもなる。By decreasing the constant α (selecting α so that the ratio of Vold is reduced), the follow-up performance of the descent is improved as shown in FIG. However, if the state where Vnew is small continues, a period in which display is lost may occur.
【００１７】従って、時間方向フィルタ処理を行った場
合に、血流速度への追従性と表示の欠落の防止とを両立
することは非常に困難であった。本発明は上記の点に鑑
みてなされたもので、第１の目的は、ＣＦＭ演算の結果
得られる血流速度の時間方向フィルタ処理を行った場合
に、血流速度に対する追従性と表示の欠落の防止とを両
立することが可能な超音波イメージング表示方法を実現
することである。Therefore, it is very difficult to achieve both the followability to the blood flow velocity and the prevention of missing display when the time direction filter processing is performed. SUMMARY OF THE INVENTION The present invention has been made in view of the above points, and a first object of the present invention is to perform a blood flow velocity obtained as a result of a CFM operation in a time-direction filter process, and to perform a follow-up operation on a blood flow velocity and a lack of display It is an object of the present invention to realize an ultrasonic imaging display method capable of achieving both the prevention and the prevention.
【００１８】また、第２の目的は、ＣＦＭ演算の結果得
られる血流速度の時間方向フィルタ処理を行った場合
に、血流速度に対する追従性と表示の欠落の防止とを両
立することが可能な超音波診断装置を実現することであ
る。A second object of the present invention is to make it possible to achieve both the followability to the blood flow velocity and the prevention of the display loss when the blood flow velocity obtained as a result of the CFM operation is subjected to the time direction filter processing. It is to realize a simple ultrasonic diagnostic apparatus.
【００１９】[0019]
【課題を解決するための手段】前記の課題を解決する第
１の手段は、カラーフローマッピング処理により得られ
た２次元流速データＶnewと、時間方向フィルタ処理を
実行した結果であるＶnew'を遅延させた遅延データＶol
dとを用い、２次元流速データＶnew 若しくはＶoldの値
によって係数αの値を可変し、Ｖnew≧ＶoldのときはＶ
new'＝Ｖnewを出力し、Ｖnew＜Ｖold のときはＶnew'＝
α・Ｖold＋（１−α）Ｖnew を出力する前記時間方向
フィルタ処理を実行し、この時間方向フィルタ処理結果
Ｖnewに応じて超音波イメージング表示を行うことを特
徴とする超音波イメージング表示方法である。The first means for solving the above-mentioned problems is to delay the two-dimensional flow velocity data Vnew obtained by the color flow mapping processing and Vnew 'which is the result of executing the time direction filter processing. Delayed data Vol
d, the value of the coefficient α is varied depending on the value of the two-dimensional flow velocity data Vnew or Vold, and when Vnew ≧ Vold, V
new '= Vnew, and when Vnew <Vold, Vnew' =
An ultrasonic imaging display method characterized by executing the time direction filter processing for outputting α · Vold + (1−α) Vnew, and performing ultrasonic image display according to the time direction filter processing result Vnew.
【００２０】前記の課題を解決する第２の手段は、カラ
ーフローマッピング処理により２次元流速データＶnew
を生成するＣＦＭ演算部を備えた超音波診断装置におい
て、フィルタからの出力であるＶnew'を遅延させ遅延デ
ータＶold を生成する遅延部と、２次元流速データＶne
wとＶoldとを比較し、Ｖnew≧ＶoldのときはＶnew'＝Ｖ
newを出力し、Ｖnew ＜ＶoldのときはＶnew'＝α・Ｖol
d＋（１−α）Ｖnewを出力し、２次元流速データＶnew
若しくはＶoldの値によって可変の値の係数αを用いる
前記フィルタと、を備えたことを特徴とする超音波診断
装置である。A second means for solving the above-mentioned problem is that two-dimensional flow velocity data Vnew is obtained by color flow mapping processing.
And a delay unit for delaying the output Vnew 'from the filter to generate delay data Vold, and a two-dimensional flow velocity data Vne
w is compared with Vold, and when Vnew ≧ Vold, Vnew ′ = V
new, and when Vnew <Vold, Vnew '= α · Vol
d + (1-α) Vnew is output and the two-dimensional flow velocity data Vnew
Alternatively, the ultrasonic diagnostic apparatus comprises: the filter using a coefficient α having a variable value according to the value of Vold.
【００２１】前記の課題を解決する第３の手段は、カラ
ーフローマッピング処理により２次元流速データＶnew
を生成するＣＦＭ演算部を備えた超音波診断装置におい
て、フィルタからの出力であるＶnew'を遅延させ遅延デ
ータＶold を生成する遅延部と、２次元流速データＶne
wとＶoldとを比較し、Ｖnew≧ＶoldのときはＶnew'＝Ｖ
newを出力し、Ｖnew＜ＶoldのときはＶnew'＝α・Ｖold
＋（１−α）Ｖnew を出力し、２次元流速データＶnew
若しくはＶoldの値が大きくなるにつれて係数αの値を
小さくするように可変のαを用いて演算を実行する前記
フィルタと、を備えたことを特徴とする超音波診断装置
である。A third means for solving the above-mentioned problem is that two-dimensional flow velocity data Vnew is obtained by a color flow mapping process.
And a delay unit for delaying the output Vnew 'from the filter to generate delay data Vold, and a two-dimensional flow velocity data Vne
w is compared with Vold, and when Vnew ≧ Vold, Vnew ′ = V
new, and when Vnew <Vold, Vnew '= α · Vold
+ (1−α) Vnew and outputs two-dimensional flow velocity data Vnew
Alternatively, there is provided an ultrasonic diagnostic apparatus comprising: the filter that executes an operation using a variable α so that the value of the coefficient α decreases as the value of Vold increases.
【００２２】前記の課題を解決する第４の手段は、カラ
ーフローマッピング処理により２次元流速データＶnew
を生成するＣＦＭ演算部を備えた超音波診断装置におい
て、フィルタからの出力であるＶnew'を遅延させ遅延デ
ータＶoldを生成する遅延部と、２次元流速データＶnew
とＶoldとを比較し、Ｖnew≧ＶoldのときはＶnew'＝Ｖn
ewを出力し、Ｖnew＜Ｖold のときはＶnew'＝α・Ｖold
＋（１−α）Ｖnewを出力し、２次元流速データＶnew
若しくはＶoldのピーク間の時間によって可変の値の係
数αを用いる前記フィルタと、を備えたことを特徴とす
る超音波診断装置である。A fourth means for solving the above-mentioned problem is that two-dimensional flow velocity data Vnew is obtained by a color flow mapping process.
In the ultrasonic diagnostic apparatus provided with a CFM calculation unit for generating the delay time, a delay unit for delaying the output Vnew ′ from the filter to generate the delay data Vold, and the two-dimensional flow velocity data Vnew
And Vold, and when Vnew ≧ Vold, Vnew ′ = Vn
ew, and when Vnew <Vold, Vnew '= α · Vold
+ (1-α) Vnew and outputs two-dimensional flow velocity data Vnew
Or, the filter using the coefficient α having a variable value depending on the time between peaks of Vold.
【００２３】[0023]
【作用】課題を解決する第１の手段である超音波イメー
ジング表示方法において、２次元流速データＶnew 若し
くは遅延させたＶold の値によって係数αの値を可変
し、Ｖnew ≧Ｖold のときはＶnew を出力し、Ｖnew ＜
Ｖold のときはα・Ｖold＋（１−α）Ｖnew を出力す
る時間方向フィルタ処理を実行し、この時間方向フィル
タ処理結果に応じて超音波イメージング表示を行う。In the ultrasonic imaging display method as a first means for solving the problem, the value of the coefficient α is varied according to the two-dimensional flow velocity data Vnew or the delayed value of Vold, and when Vnew ≧ Vold, Vnew is output. And Vnew <
In the case of Vold, a time direction filter process for outputting α · Vold + (1−α) Vnew is executed, and an ultrasonic imaging display is performed according to the result of the time direction filter process.
【００２４】課題を解決する第２の手段である超音波診
断装置において、２次元流速データＶnew 若しくは遅延
させたＶold の値によって係数αの値を可変し、Ｖnew
≧Ｖold のときはＶnew を出力し、Ｖnew ＜Ｖold のと
きはα・Ｖold ＋（１−α）Ｖnew を出力する時間方向
フィルタ処理を実行し、この時間方向フィルタ処理結果
に応じて超音波イメージング表示を行う。In the ultrasonic diagnostic apparatus which is a second means for solving the problem, the value of the coefficient α is varied according to the two-dimensional flow velocity data Vnew or the delayed value of Vold, and Vnew
When V ≧ Vold, Vnew is output, and when Vnew <Vold, α · Vold + (1−α) Vnew is output. A time-direction filter process is performed, and ultrasonic imaging display is performed according to the time-direction filter processing result. I do.
【００２５】課題を解決する第３の手段である超音波診
断装置において、２次元流速データＶnew 若しくはＶol
d の値が大きくなるにつれて係数αの値を小さくするよ
うに可変のαを発生し、Ｖnew ≧Ｖold のときはＶnew
を出力し、Ｖnew ＜Ｖold のときはα・Ｖold ＋（１−
α）Ｖnew を出力する時間方向フィルタ処理を実行し、
この時間方向フィルタ処理結果に応じて超音波イメージ
ング表示を行う。In an ultrasonic diagnostic apparatus which is a third means for solving the problem, two-dimensional flow velocity data Vnew or Vol
A variable α is generated so that the value of the coefficient α decreases as the value of d increases, and when Vnew ≧ Vold, Vnew
And when Vnew <Vold, α · Vold + (1−
α) Execute time direction filter processing to output Vnew,
Ultrasound imaging display is performed according to the result of the time direction filter processing.
【００２６】課題を解決する第４の手段である超音波診
断装置において、２次元流速データＶnew 若しくはＶol
d の値が大きくなるにつれて係数αの値を小さくするよ
うに可変のαを係数発生部で発生し、Ｖnew ≧Ｖold の
ときはＶnew を出力し、Ｖnew ＜Ｖold のときはα・Ｖ
old ＋（１−α）Ｖnew を出力する時間方向フィルタ処
理をフィルタで実行し、この時間方向フィルタ処理結果
に応じて超音波イメージング表示を行う。In an ultrasonic diagnostic apparatus which is a fourth means for solving the problem, two-dimensional flow velocity data Vnew or Vol
A variable α is generated by the coefficient generator so as to decrease the value of the coefficient α as the value of d increases. When Vnew ≧ Vold, Vnew is output, and when Vnew <Vold, α · V
A filter in the time direction that outputs old + (1−α) Vnew is executed by a filter, and ultrasonic imaging display is performed according to the result of the time direction filter processing.
【００２７】[0027]
【実施例】以下、図面を参照して本発明の実施例を詳細
に説明する。図１は本発明の一実施例の超音波診断装置
の概略構成を示す構成図である。Embodiments of the present invention will be described below in detail with reference to the drawings. FIG. 1 is a configuration diagram showing a schematic configuration of an ultrasonic diagnostic apparatus according to one embodiment of the present invention.
【００２８】この実施例では、超音波探触子１は送波電
気信号を超音波に変換して被検体内に送波し、被検体内
から反射されて戻って来た超音波信号を電気信号に変換
する。送受信部２は送信信号を増幅して超音波探触子１
に送り、受波された受信信号を各処理部に送る。すなわ
ち、送受信部２の出力はＢモード処理部３、ドプラ処理
部４及びＣＦＭ演算部５にそれぞれ入力される。In this embodiment, the ultrasonic probe 1 converts the transmitted electric signal into an ultrasonic wave and transmits the ultrasonic wave into the subject, and converts the ultrasonic signal reflected back from the subject into an electric signal. Convert to a signal. The transmission / reception unit 2 amplifies the transmission signal and transmits the ultrasonic probe 1
And sends the received signal to each processing unit. That is, the output of the transmission / reception unit 2 is input to the B-mode processing unit 3, the Doppler processing unit 4, and the CFM calculation unit 5, respectively.
【００２９】Ｂモード処理部３では増幅，対数圧縮，検
波等を行ってＢモード表示のための信号を出力して、Ｄ
ＳＣ(Digital Scan Converter)６に入力する。ドプラ処
理部４は受信信号を増幅し、所定の参照信号と混合して
ホモダイン検波を行い、参照信号と受信信号との周波数
差を出力する。この周波数差はＦＦＴ８によって周波数
分析してＤＳＣ６に入力する。尚、この周波数差は反射
体の音線方向の速度を示し、その正負により運動方向を
知ることができる。The B-mode processing section 3 performs amplification, logarithmic compression, detection, etc., outputs a signal for displaying the B-mode, and outputs
Input to SC (Digital Scan Converter) 6. The Doppler processing unit 4 amplifies the received signal, mixes it with a predetermined reference signal, performs homodyne detection, and outputs a frequency difference between the reference signal and the received signal. The frequency difference is analyzed by the FFT 8 and input to the DSC 6. Note that this frequency difference indicates the speed of the reflector in the sound ray direction, and the direction of movement can be known by its sign.
【００３０】また、送受信部２の受信信号はＣＦＭ演算
部５に入力される。このＣＦＭ演算部５では、移動目標
のみの反射波を抽出し、例えば血流を反射波を抽出して
演算を行い血流速度を検出する。The signal received by the transmission / reception unit 2 is input to the CFM operation unit 5. The CFM calculation unit 5 extracts a reflected wave only from the moving target, and extracts a reflected wave from, for example, a blood flow to perform a calculation to detect a blood flow velocity.
【００３１】ＤＳＣ６は入力された各信号を参照して、
Ｂモード表示上に移動物体（血流）に方向及び速度で着
色した表示をＣＲＴ表示部７に行う。例えば、移動方向
で色を変え（赤，青）、移動速度に応じて輝度を変える
ようにして表示を行う。The DSC 6 refers to each input signal, and
A display in which the moving object (blood flow) is colored in the direction and speed on the B mode display is displayed on the CRT display unit 7. For example, display is performed by changing colors (red and blue) in the moving direction and changing luminance according to the moving speed.
【００３２】このようなＣＦＭ表示を行うに際して、時
間方向フィルタ処理を行って血流速度が表示される期間
を長くするようにしている。すなわち、遅延部１０で遅
延させた２次元流速データＶold を用いて係数発生部１
１が可変の値の係数αを発生し、この係数αを用いて２
次元流速データＶnew と所定の時間遅延させた２次元流
速データＶold とで時間方向のフィルタ処理を時間方向
フィルタ９で実行していることを特徴としている。In performing such CFM display, a time direction filter process is performed to extend the period in which the blood flow velocity is displayed. That is, the coefficient generating unit 1 uses the two-dimensional flow velocity data Vold delayed by the delay unit 10.
1 generates a coefficient α having a variable value.
It is characterized in that the time-direction filter processing is executed by the time-direction filter 9 using the two-dimensional flow rate data Vold and the two-dimensional flow rate data Vold delayed by a predetermined time.
【００３３】図２は係数発生部１１が発生する係数αの
値の変化の様子の一例を２次元流速データＶold との関
係で示す特性図である。この図２に示すように、２次元
流速データの値が大きい時にはαを小さくし、２次元流
速データの値が小さい時にはαを大きくなるように設定
する。FIG. 2 is a characteristic diagram showing an example of how the value of the coefficient α generated by the coefficient generator 11 changes in relation to the two-dimensional flow velocity data Vold. As shown in FIG. 2, when the value of the two-dimensional flow velocity data is large, α is set to be small, and when the value of the two-dimensional flow velocity data is small, α is set to be large.
【００３４】このような性質の係数αを用いて、 Ｖnew ≧Ｖold のときは Ｖnew ′＝Ｖnew …， Ｖnew ＜Ｖold のときは Ｖnew ′＝α・Ｖold ＋（１−α）Ｖnew … とすることで、２次元流速データの値が大きい時にはＶ
new ′がＶnew に近くなり、下降の追従性が良くなる。
また、２次元流速データの値が小さくなるとＶnew ′が
Ｖold に近くなり、Ｖnew は一定の値を保持するように
なり、表示の欠落は生じない。By using the coefficient α having such properties, when Vnew ≧ Vold, Vnew ′ = Vnew... When Vnew <Vold, Vnew ′ = α · Vold + (1−α) Vnew. When the value of two-dimensional flow velocity data is large, V
new ′ approaches Vnew, and the followability of the descent is improved.
In addition, when the value of the two-dimensional flow velocity data becomes smaller, Vnew 'approaches Vold, and Vnew maintains a constant value, so that the display is not lost.
【００３５】この結果、図３に示すように、ＣＦＭ演算
の結果得られる血流速度の時間方向フィルタ処理を行っ
た場合に、血流速度に対する追従性と表示の欠落の防止
とを両立することが可能になる。As a result, as shown in FIG. 3, when the time direction filter processing of the blood flow velocity obtained as a result of the CFM operation is performed, it is possible to achieve both the followability to the blood flow velocity and the prevention of the display loss. Becomes possible.
【００３６】尚、この場合、係数αを連続的に可変する
のではなく、複数の値を切り替えるようにすることも可
能である。また、係数αをＶold から発生するのではな
く、図４に示すように、Ｖnew から発生することも可能
である。この場合も、前述の図２に示すように、２次元
流速データ（Ｖnew ）の値が大きい時にはαを小さく
し、２次元流速データ（Ｖnew ）の値が小さい時にはα
を大きくなるように設定する。In this case, it is possible to switch a plurality of values instead of continuously changing the coefficient α. Also, the coefficient α can be generated not from Vold but from Vnew as shown in FIG. Also in this case, as shown in FIG. 2 described above, when the value of the two-dimensional flow velocity data (Vnew) is large, α is reduced, and when the value of the two-dimensional flow velocity data (Vnew) is small, α is reduced.
Is set to be large.
【００３７】更に、図５に示すように、Ｖnew 及びＶol
d の両方の値を参照して係数αを発生することも可能で
ある。この場合、両方の値を比較して極端な値を除外す
る等によりノイズの影響を受け難くすることも可能であ
る。Further, as shown in FIG. 5, Vnew and Vol
It is also possible to generate the coefficient α by referring to both values of d. In this case, it is possible to reduce the influence of noise by comparing both values and excluding extreme values.
【００３８】以上詳細に説明したように、カラーフロー
マッピング処理により得られた２次元流速データＶnew
と、この２次元流速データＶnew を遅延させた遅延デー
タＶold とを用い、２次元流速データＶnew 若しくはＶ
old の値によって係数αの値を可変し、Ｖnew ≧Ｖold
のときはＶnew を出力し、Ｖnew ＜Ｖold のときはα・
Ｖold ＋（１−α）Ｖnew を出力する時間方向フィルタ
処理を実行し、この時間方向フィルタ処理結果に応じて
超音波イメージング表示を行うことを特徴とする超音波
イメージング表示方法によれば、血流速度に対する追従
性と表示の欠落の防止とを両立することが可能になる。As described in detail above, the two-dimensional flow velocity data Vnew obtained by the color flow mapping processing.
And the delay data Vold obtained by delaying the two-dimensional flow velocity data Vnew, the two-dimensional flow velocity data Vnew or Vnew
The value of coefficient α is varied according to the value of old, and Vnew ≧ Vold
When Vnew <Vold, αnew is output.
According to the ultrasonic imaging display method, a temporal direction filtering process for outputting Vold + (1−α) Vnew is performed, and an ultrasonic imaging display is performed according to a result of the temporal direction filtering process. It is possible to achieve both the following performance with respect to the speed and the prevention of lack of display.
【００３９】また、カラーフローマッピング処理により
２次元流速データＶnew を生成するＣＦＭ演算部を備え
た超音波診断装置において、この２次元流速データを遅
延させ遅延データＶold を生成する遅延部と、２次元流
速データＶnew とＶold とを比較し、Ｖnew ≧Ｖold の
ときはＶnew を出力し、Ｖnew ＜Ｖold のときはα・Ｖ
old ＋（１−α）Ｖnew を出力し、２次元流速データＶ
new 若しくはＶold の値によって可変の値の係数αを用
いるフィルタと、を備えたことを特徴とする超音波診断
装置によれば、血流速度に対する追従性と表示の欠落の
防止とを両立することが可能になる。Further, in an ultrasonic diagnostic apparatus having a CFM operation unit for generating two-dimensional flow velocity data Vnew by a color flow mapping process, a delay unit for delaying the two-dimensional flow velocity data to generate delay data Vold; The flow velocity data Vnew is compared with Vold, and when Vnew ≧ Vold, Vnew is output, and when Vnew <Vold, α · V
old + (1-α) Vnew is output and the two-dimensional flow velocity data V
According to the ultrasonic diagnostic apparatus having a filter that uses a coefficient α that is variable according to the value of new or Vold, it is possible to achieve both the followability to the blood flow velocity and the prevention of lack of display. Becomes possible.
【００４０】そして、カラーフローマッピング処理によ
り２次元流速データＶnew を生成するＣＦＭ演算部を備
えた超音波診断装置において、この２次元流速データを
遅延させ遅延データＶold を生成する遅延部と、２次元
流速データＶnew とＶold とを比較し、Ｖnew ≧Ｖold
のときはＶnew を出力し、Ｖnew ＜Ｖold のときはα・
Ｖold ＋（１−α）Ｖnew を出力し、２次元流速データ
Ｖnew 若しくはＶoldの値が大きくなるにつれて係数α
の値を小さくするように可変のαを用いて演算を実行す
るフィルタと、を備えたことを特徴とする超音波診断装
置によれば、血流速度に対する追従性と表示の欠落の防
止とを両立することが可能になる。Then, in an ultrasonic diagnostic apparatus having a CFM operation unit for generating two-dimensional flow velocity data Vnew by a color flow mapping process, a delay unit for delaying the two-dimensional flow velocity data and generating delay data Vold; The flow velocity data Vnew and Vold are compared, and Vnew ≧ Vold
When Vnew <Vold, αnew is output.
Vold + (1−α) Vnew, and the coefficient α increases as the value of the two-dimensional flow velocity data Vnew or Vold increases.
According to the ultrasonic diagnostic apparatus, which includes a filter that performs an operation using a variable α so as to reduce the value of 速度, the followability to the blood flow velocity and the prevention of lack of display are improved. It is possible to achieve both.
【００４１】更に、カラーフローマッピング処理により
２次元流速データＶnew を生成するＣＦＭ演算部を備え
た超音波診断装置において、この２次元流速データを遅
延させ遅延データＶold を生成する遅延部と、２次元流
速データＶnew 若しくはＶold の値が大きくなるにつれ
て係数を小さくし、２次元流速データＶnew 若しくはＶ
old の値が小さくなるにつれて係数を大きくした係数α
を発生する係数発生部と、２次元流速データＶnew とＶ
old とを比較し、Ｖnew ≧Ｖold のときはＶnew を出力
し、Ｖnew ＜Ｖold のときは係数αを用い、α・Ｖold
＋（１−α）Ｖnew を出力するフィルタと、を備えたこ
とを特徴とする超音波診断装置によれば、血流速度に対
する追従性と表示の欠落の防止とを両立することが可能
になる。Further, in an ultrasonic diagnostic apparatus having a CFM operation unit for generating two-dimensional flow velocity data Vnew by color flow mapping processing, a delay unit for delaying the two-dimensional flow velocity data to generate delay data Vold, The coefficient is reduced as the value of the flow velocity data Vnew or Vold increases, and the two-dimensional flow velocity data Vnew or Vold is set.
Coefficient α which increased coefficient as the value of old became smaller
And a two-dimensional flow velocity data Vnew and V
old, and when Vnew ≧ Vold, Vnew is output. When Vnew <Vold, the coefficient α is used, and α · Vold is used.
According to the ultrasonic diagnostic apparatus having the filter for outputting + (1−α) Vnew, it is possible to achieve both the followability to the blood flow velocity and the prevention of the display loss. .
【００４２】図６は本発明の他の実施例の超音波診断装
置の構成を示す構成図である。この構成の超音波診断装
置及び超音波イメージング表示方法では、血流速度のピ
ーク間の時間Ｔp-p に応じて係数αの値を変えるように
して時間方向フィルタ処理を実行することを特徴として
いる。ここで、血流速度のピーク間の時間Ｔp-p とは、
計測部１２が計測した血流速度のピークの時刻から次の
血流速度のピークの時刻までの間の時間を言う。すなわ
ち、計測部１２が計測した血流速度のピーク間の時間Ｔ
p-p（時相値）に応じて、定数発生部１３が発生する定
数（例えばαの最大値）を基準にして係数発生部１１が
係数α′を発生するようにしている。ここで、計測部１
２内のフレームカウンタ１２ａは外部から与えられるフ
レームカウントパルスを時間方向フィルタ９からのピー
ク検出信号でリセットすることで、フレームカウントパ
ルスによって時間Ｔp-p の計測を行う。そして、この時
間計測結果Ｔp-p をフレーム数メモリ１２ｂに一時的に
記憶させ、係数発生部１１に供給するようにしている。
尚、このようにピーク間時間Ｔp-p を直接的に検出する
以外に、心電信号ＥＣＧのＲ波検出から時相を参照する
ように構成することも可能である。尚、この場合、心電
信号ＥＣＧのＲ波を検出することは心収縮を監視するこ
とであり、血流速度のピークを検出することと等しくな
る。従って、このような時相の参照でも同様な動作が期
待出来る。FIG. 6 is a configuration diagram showing the configuration of an ultrasonic diagnostic apparatus according to another embodiment of the present invention. The ultrasonic diagnostic apparatus and the ultrasonic imaging display method having this configuration are characterized in that the time direction filter processing is performed by changing the value of the coefficient α according to the time Tp-p between the peaks of the blood flow velocity. . Here, the time Tp-p between the peaks of the blood flow velocity is
The time from the peak time of the blood flow velocity measured by the measuring unit 12 to the time of the next peak of the blood flow velocity. That is, the time T between the peaks of the blood flow velocity measured by the measuring unit 12
The coefficient generation unit 11 generates the coefficient α ′ based on a constant (for example, the maximum value of α) generated by the constant generation unit 13 according to pp (time phase value). Here, the measuring unit 1
The frame counter 12a in 2 resets the externally applied frame count pulse with the peak detection signal from the time direction filter 9 to measure the time Tp-p by the frame count pulse. Then, the time measurement result Tp-p is temporarily stored in the frame number memory 12b, and is supplied to the coefficient generator 11.
Note that, besides directly detecting the peak-to-peak time Tp-p as described above, it is also possible to refer to the time phase from the detection of the R wave of the electrocardiogram signal ECG. In this case, detecting the R wave of the electrocardiogram signal ECG is monitoring the cardiac contraction, which is equivalent to detecting the peak of the blood flow velocity. Therefore, a similar operation can be expected even with reference to such a time phase.
【００４３】図７は血流速度のピーク間の時間Ｔp-p と
係数α′との関係の一例を示す特性図、図８は上述の図
７の係数α′によって式及び式を実行した場合の時
間方向フィルタ処理の結果を示す。FIG. 7 is a characteristic diagram showing an example of the relationship between the time Tp-p between the peaks of the blood flow velocity and the coefficient α '. FIG. 8 shows the case where the equation and the equation are executed by the coefficient α' in FIG. 5 shows the result of the time direction filter processing.
【００４４】この結果、ピーク間の時間が小さい時には
α′も小さくなり、Ｖnew ′がＶnew に近くなり、下降
の追従性が良くなる。また、ピーク間の時間が大きくな
るとＶnew ′がＶold に近くなり、Ｖnew は一定の値を
保持するようになり、表示の欠落が生じなくなる。従っ
て、図８に示すように、ＣＦＭ演算の結果得られる血流
速度の時間方向フィルタ処理を行った場合に、血流速度
に対する追従性と表示の欠落の防止とを両立することが
可能になる。As a result, when the time between peaks is short, α ′ is also small, and Vnew ′ is close to Vnew, so that the followability of the descent is improved. Further, when the time between peaks becomes longer, Vnew 'approaches Vold, Vnew maintains a constant value, and the display is not lost. Therefore, as shown in FIG. 8, when the time direction filter processing of the blood flow velocity obtained as a result of the CFM operation is performed, it is possible to achieve both the followability to the blood flow velocity and the prevention of display loss. .
【００４５】図９は血流速度のピーク間の時間Ｔp-p と
係数α′との関係の他の一例を示す特性図、図１０は上
述の係数α′によって式及び式を実行した場合の時
間方向フィルタ処理の結果を示す。この図１０に示す処
理結果の特性は、前述の図３，図８のものとは異なり、
血流速度が下降する際の追従性がゆるやかになる。従っ
て、急激な下降の様子を短時間に表示することはできな
いが、逆に、そのような急激な下降を比較的長い時間を
かけて表示出来る特徴を有している。この結果、ＣＦＭ
演算の結果得られる血流速度の時間方向フィルタ処理を
行った場合に、血流速度に対する追従性と表示の欠落の
防止とを両立することが可能になる。FIG. 9 is a characteristic diagram showing another example of the relationship between the time Tp-p between the peaks of the blood flow velocity and the coefficient α '. FIG. 10 shows the case where the equation and the equation are executed by the above-mentioned coefficient α'. The result of the time direction filter processing is shown. The characteristics of the processing result shown in FIG. 10 are different from those of FIGS. 3 and 8 described above.
The follow-up performance when the blood flow velocity decreases becomes gentle. Therefore, it is not possible to display a sudden descent in a short time, but on the contrary, such a rapid descent can be displayed over a relatively long time. As a result, CFM
When the time direction filter processing of the blood flow velocity obtained as a result of the calculation is performed, it is possible to achieve both the followability to the blood flow velocity and the prevention of display loss.
【００４６】以上詳細に説明したように、血流ピーク検
出等による時相値に応じて変化する係数α′を発生し、
カラーフローマッピング処理により得られた２次元流速
データＶnew と、この２次元流速データＶnew を遅延さ
せた遅延データＶold とを用い、Ｖnew ≧Ｖold のとき
はＶnew を出力し、Ｖnew ＜Ｖold のときはα・Ｖold
＋（１−α）Ｖnew を出力する時間方向フィルタ処理を
実行し、この時間方向フィルタ処理結果に応じて超音波
イメージング表示を行うことを特徴とする超音波イメー
ジング表示方法によれば、血流速度に対する追従性と表
示の欠落の防止とを両立することが可能になる。As described in detail above, the coefficient α ′ that changes according to the time phase value due to blood flow peak detection or the like is generated,
Using two-dimensional flow velocity data Vnew obtained by the color flow mapping process and delay data Vold obtained by delaying the two-dimensional flow velocity data Vnew, Vnew is output when Vnew ≧ Vold, and α is obtained when Vnew <Vold.・ Vold
According to the ultrasonic imaging display method, a temporal direction filtering process for outputting + (1−α) Vnew is performed, and an ultrasonic imaging display is performed according to a result of the temporal direction filtering process. It is possible to achieve both the following performance and the prevention of lack of display.
【００４７】また、カラーフローマッピング処理により
２次元流速データＶnew を生成するＣＦＭ演算部を備え
た超音波診断装置において、この２次元流速データを遅
延させ遅延データＶold を生成する遅延部と、２次元流
速データＶnew とＶold とを比較し、Ｖnew ≧Ｖold の
ときはＶnew を出力し、Ｖnew ＜Ｖold のときはα・Ｖ
old ＋（１−α）Ｖnew を出力し、２次元流速データＶ
new 若しくはＶold のピーク間の時間によって可変の値
の係数αを用いるフィルタと、を備えたことを特徴とす
る超音波診断装置によれば、血流速度に対する追従性と
表示の欠落の防止とを両立することが可能になる。Further, in an ultrasonic diagnostic apparatus having a CFM operation unit for generating two-dimensional flow velocity data Vnew by color flow mapping processing, a delay unit for delaying the two-dimensional flow velocity data to generate delay data Vold, The flow velocity data Vnew is compared with Vold, and when Vnew ≧ Vold, Vnew is output, and when Vnew <Vold, α · V
old + (1-α) Vnew is output and the two-dimensional flow velocity data V
According to the ultrasonic diagnostic apparatus having a filter that uses a coefficient α of a variable value depending on the time between the peaks of new or Vold, the ability to follow the blood flow velocity and prevent the display from being lost is improved. It is possible to achieve both.
【００４８】[0048]
【発明の効果】以上詳細に説明したように、２次元流速
データＶnew 若しくは遅延させたＶold の値によって係
数αの値を可変し、Ｖnew ≧Ｖold のときはＶnew を出
力し、Ｖnew ＜Ｖold のときはα・Ｖold ＋（１−α）
Ｖnew を出力する時間方向フィルタ処理を実行し、この
時間方向フィルタ処理結果に応じて超音波イメージング
表示を行うことで、ＣＦＭ演算の結果得られる血流速度
の時間方向フィルタ処理を行った場合に、血流速度に対
する追従性と表示の欠落の防止とを両立することが可能
な超音波イメージング表示方法及び超音波診断装置を実
現できる。As described above in detail, the value of the coefficient α is varied according to the two-dimensional flow velocity data Vnew or the value of the delayed Vold. When Vnew ≧ Vold, Vnew is output, and when Vnew <Vold. Is α · Vold + (1-α)
By performing a time-direction filter process for outputting Vnew and performing ultrasonic imaging display according to the time-direction filter process result, when the time-direction filter process of the blood flow velocity obtained as a result of the CFM operation is performed, It is possible to realize an ultrasonic imaging display method and an ultrasonic diagnostic apparatus that can achieve both the followability to the blood flow velocity and the prevention of display loss.
【００４９】また、２次元流速データＶnew 若しくはＶ
old の値が大きくなるにつれて係数αの値を小さくする
ように可変のαを発生して時間方向フィルタ処理を実行
することで、血流速度に対する追従性が改善され、表示
の欠落も防止される。The two-dimensional flow velocity data Vnew or Vnew
By generating a variable α so as to decrease the value of the coefficient α as the value of old increases and executing the time-direction filter processing, the followability to the blood flow velocity is improved, and the lack of display is also prevented. .
【００５０】更に、２次元流速データＶnew 若しくはＶ
old のピーク間の時間によって可変の値の係数αを発生
することでも、同様な超音波診断装置を実現することが
できるようになる。Further, the two-dimensional flow velocity data Vnew or V
A similar ultrasonic diagnostic apparatus can be realized by generating a variable value coefficient α depending on the time between old peaks.
【図１】本発明の一実施例の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 one embodiment of the present invention.
【図２】本発明の一実施例の係数の特性を示す特性図で
ある。FIG. 2 is a characteristic diagram showing characteristics of coefficients according to one embodiment of the present invention.
【図３】本発明の一実施例の処理結果の特性を示す特性
図である。FIG. 3 is a characteristic diagram showing characteristics of a processing result according to one embodiment of the present invention.
【図４】本発明の他の実施例の超音波診断装置のブロッ
ク図である。FIG. 4 is a block diagram of an ultrasonic diagnostic apparatus according to another embodiment of the present invention.
【図５】本発明の他の実施例の超音波診断装置のブロッ
ク図である。FIG. 5 is a block diagram of an ultrasonic diagnostic apparatus according to another embodiment of the present invention.
【図６】本発明の更に他の実施例の超音波診断装置のブ
ロック図である。FIG. 6 is a block diagram of an ultrasonic diagnostic apparatus according to still another embodiment of the present invention.
【図７】本発明の他の実施例の係数の特性を示す特性図
である。FIG. 7 is a characteristic diagram showing characteristics of coefficients according to another embodiment of the present invention.
【図８】本発明の他の実施例の処理結果の特性を示す特
性図である。FIG. 8 is a characteristic diagram illustrating characteristics of processing results according to another embodiment of the present invention.
【図９】本発明の他の実施例の係数の特性を示す特性図
である。FIG. 9 is a characteristic diagram showing characteristics of coefficients according to another embodiment of the present invention.
【図１０】本発明の他の実施例の処理結果の特性を示す
特性図である。FIG. 10 is a characteristic diagram showing characteristics of processing results according to another embodiment of the present invention.
【図１１】従来の基本的な超音波診断装置の構成を示す
ブロック図である。FIG. 11 is a block diagram showing a configuration of a conventional basic ultrasonic diagnostic apparatus.
【図１２】血流速度の特性を示す特性図である。FIG. 12 is a characteristic diagram showing characteristics of a blood flow velocity.
【図１３】従来の超音波診断装置の時間方向フィルタ処
理を実行する場合の構成を示すブロック図である。FIG. 13 is a block diagram showing a configuration of a conventional ultrasonic diagnostic apparatus when performing a time-direction filter process.
【図１４】従来の超音波診断装置による処理結果の特性
を示す特性図である。FIG. 14 is a characteristic diagram showing characteristics of processing results obtained by a conventional ultrasonic diagnostic apparatus.
【図１５】従来の超音波診断装置による処理結果の特性
の他の例を示す特性図である。FIG. 15 is a characteristic diagram showing another example of the characteristic of the processing result by the conventional ultrasonic diagnostic apparatus.
１ 超音波探触子 ２ 送受信部 ３ Ｂモード処理部 ４ ドプラ処理部 ５ ＣＦＭ演算部 ６ ＤＳＣ ７ ＣＲＴ表示部 ８ ＦＦＴ ９ 時間方向フィルタ １０ 遅延部 １１ 係数発生部 DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 Ultrasonic probe 2 Transmission / reception part 3 B-mode processing part 4 Doppler processing part 5 CFM calculation part 6 DSC 7 CRT display part 8 FFT 9 Time direction filter 10 Delay part 11 Coefficient generation part
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (56)参考文献 特開 平５−269128（ＪＰ，Ａ) 特開 平５−317317（ＪＰ，Ａ) (58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名) A61B 8/00 - 8/15 ────────────────────────────────────────────────── ─── Continuation of the front page (56) References JP-A-5-269128 (JP, A) JP-A-5-317317 (JP, A) (58) Fields investigated (Int. Cl. 7 , DB name) A61B 8/00-8/15
Claims (4)
れた２次元流速データＶnewと、時間方向フィルタ処理
を実行した結果であるＶnew'を遅延させた遅延データＶ
oldとを用い、２次元流速データＶnew 若しくはＶoldの
値によって係数αの値を可変し、 Ｖnew≧ＶoldのときはＶnew'＝Ｖnewを出力し、 Ｖnew＜ＶoldのときはＶnew'＝α・Ｖold＋（１−α）
Ｖnewを出力する前記時間方向フィルタ処理を実行し、
この時間方向フィルタ処理結果Ｖnew'に応じて超音波イ
メージング表示を行うことを特徴とする超音波イメージ
ング表示方法。1. A two-dimensional flow velocity data Vnew obtained by a color flow mapping process and a delay data V obtained by delaying Vnew ′ as a result of executing a time direction filter process.
old, and the value of the coefficient α is varied according to the value of the two-dimensional flow velocity data Vnew or Vold. When Vnew ≧ Vold, Vnew ′ = Vnew is output. When Vnew <Vold, Vnew ′ = α · Vold + ( 1-α)
Performing the time direction filter processing for outputting Vnew,
An ultrasonic imaging display method, wherein an ultrasonic imaging display is performed according to the time direction filter processing result Vnew '.
元流速データＶnewを生成するＣＦＭ演算部を備えた超
音波診断装置において、 フィルタからの出力であるＶnew'を遅延させ遅延データ
Ｖoldを生成する遅延部と、 ２次元流速データＶnewとＶoldとを比較し、Ｖnew≧Ｖo
ldのときはＶnew'＝Ｖnewを出力し、Ｖnew＜Ｖold のと
きはＶnew'＝α・Ｖold＋（１−α）Ｖnewを出力し、２
次元流速データＶnew若しくはＶold の値によって可変
の値の係数αを用いる前記フィルタと、を備えたことを
特徴とする超音波診断装置。2. An ultrasonic diagnostic apparatus having a CFM operation unit for generating two-dimensional flow velocity data Vnew by a color flow mapping process, comprising: a delay unit for delaying an output Vnew 'from a filter to generate delay data Vold. Comparing the two-dimensional flow velocity data Vnew with Vold, Vnew ≧ Vo
When ld, Vnew '= Vnew is output, and when Vnew <Vold, Vnew' = α · Vold + (1−α) Vnew is output, and 2
An ultrasonic diagnostic apparatus comprising: a filter that uses a coefficient α having a variable value depending on the value of the dimensional flow velocity data Vnew or Vold.
元流速データＶnewを生成するＣＦＭ演算部を備えた超
音波診断装置において、 フィルタからの出力であるＶnew'を遅延させ遅延データ
Ｖoldを生成する遅延部と、 ２次元流速データＶnewとＶoldとを比較し、Ｖnew≧Ｖo
ldのときはＶnew'＝Ｖnewを出力し、Ｖnew＜Ｖoldのと
きはＶnew'＝α・Ｖold＋（１−α）Ｖnew を出力し、
２次元流速データＶnew若しくはＶoldの値が大きくなる
につれて係数αの値を小さくするように可変のαを用い
て演算を実行する前記フィルタと、を備えたことを特徴
とする超音波診断装置。3. An ultrasonic diagnostic apparatus comprising a CFM operation unit for generating two-dimensional flow velocity data Vnew by a color flow mapping process, wherein a delay unit for delaying Vnew 'output from a filter to generate delay data Vold. Comparing the two-dimensional flow velocity data Vnew with Vold, Vnew ≧ Vo
When ld, Vnew '= Vnew is output. When Vnew <Vold, Vnew' = α · Vold + (1−α) Vnew is output.
An ultrasonic diagnostic apparatus, comprising: the filter that executes an operation using a variable α so that the value of the coefficient α decreases as the value of the two-dimensional flow velocity data Vnew or Vold increases.
元流速データＶnewを生成するＣＦＭ演算部を備えた超
音波診断装置において、 フィルタからの出力であるＶnew'を遅延させ遅延データ
Ｖoldを生成する遅延部と、 ２次元流速データＶnewとＶoldとを比較し、Ｖnew≧Ｖo
ldのときはＶnew'＝Ｖnewを出力し、Ｖnew＜Ｖold のと
きはＶnew'＝α・Ｖold＋（１−α）Ｖnewを出力し、２
次元流速データＶnew若しくはＶoldのピーク間の時間に
よって可変の値の係数αを用いる前記フィルタと、を備
えたことを特徴とする超音波診断装置。4. An ultrasonic diagnostic apparatus having a CFM operation unit for generating two-dimensional flow velocity data Vnew by a color flow mapping process, comprising: a delay unit for delaying an output Vnew ′ from a filter to generate delay data Vold. Comparing the two-dimensional flow velocity data Vnew with Vold, Vnew ≧ Vo
When ld, Vnew '= Vnew is output, and when Vnew <Vold, Vnew' = α · Vold + (1−α) Vnew is output, and 2
An ultrasonic diagnostic apparatus comprising: the filter using a coefficient α having a variable value depending on the time between peaks of the dimensional flow velocity data Vnew or Vold.
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|---|---|---|---|
| JP20360094A JP3329589B2 (en) | 1994-08-29 | 1994-08-29 | Ultrasonic imaging display method and ultrasonic diagnostic apparatus |
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