JP3406106B2 - 超音波画像表示方法および超音波診断装置 - Google Patents
超音波画像表示方法および超音波診断装置Info
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- G01S—RADIO DIRECTION-FINDING; RADIO NAVIGATION; DETERMINING DISTANCE OR VELOCITY BY USE OF RADIO WAVES; LOCATING OR PRESENCE-DETECTING BY USE OF THE REFLECTION OR RERADIATION OF RADIO WAVES; ANALOGOUS ARRANGEMENTS USING OTHER WAVES
- G01S15/00—Systems using the reflection or reradiation of acoustic waves, e.g. sonar systems
- G01S15/88—Sonar systems specially adapted for specific applications
- G01S15/89—Sonar systems specially adapted for specific applications for mapping or imaging
- G01S15/8906—Short-range imaging systems; Acoustic microscope systems using pulse-echo techniques
- G01S15/8979—Combined Doppler and pulse-echo imaging systems
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
- G01N29/00—Investigating or analysing materials by the use of ultrasonic, sonic or infrasonic waves; Visualisation of the interior of objects by transmitting ultrasonic or sonic waves through the object
- G01N29/04—Analysing solids
- G01N29/06—Visualisation of the interior, e.g. acoustic microscopy
- G01N29/0609—Display arrangements, e.g. colour displays
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- Investigating Or Analyzing Materials By The Use Of Ultrasonic Waves (AREA)
- Measurement Of Velocity Or Position Using Acoustic Or Ultrasonic Waves (AREA)
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】この発明は、超音波画像表示方法
および超音波診断装置に関し、特にドプラパワーモード
（Doppler Power Mode）での微小血管の描出能力を向上
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。
および超音波診断装置に関し、特にドプラパワーモード
（Doppler Power Mode）での微小血管の描出能力を向上
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。
【０００２】
【従来の技術】図９は、従来の超音波診断装置の一例を
示すブロック図である。この超音波診断装置５００で
は、超音波探触子１および送受信器２により、各音線毎
に、多数の超音波パルスを所定の時間間隔で送信する。
そして、各音線の深さ方向の多数の観測点に対応した超
音波エコー信号を採取する。ドプラパワーモードの場合
には、上記超音波エコー信号を直交検波部４に入力す
る。直交検波部４のミキサー４ａ，４ｂは、参照信号発
生器４ｃ，４ｄからの参照信号と前記超音波エコー信号
とを乗算し、ＬＰＦ（Ｌow Ｐass Ｆilter）４ｈ，４ｉ
を通して、直交成分Ｑと同相成分Ｉを出力する。Ａ／Ｄ
変換部５，６は、直交成分Ｑと同相成分ＩをそれぞれＡ
／Ｄ変換し、メモリ７，８に書き込む。ＭＴＩ（Moving
Target Indication）フィルタ９，１０は、メモリ７，
８から直交成分Ｑと同相成分Ｉとを読み出し、その直交
成分Ｑと同相成分Ｉから不要なクラッタ成分（比較的に
動きの遅い心臓壁などの組織からのドプラ成分）を除去
する。自己相関等演算部１１は、前記不要な成分を除去
した直交成分Ｑと同相成分ＩとからパワーデータＰ
（Ｒ，φ）を算出する。なお、Ｒは観測点の深さを表
し、φは音線番号を表す。ＤＳＣ（Digital Scan Conve
rtor）１３は、前記パワーデータＰ（Ｒ，φ）を画素値
に変換し且つ観測点の位置に応じて２次元マッピング
し、画像データＤＩを生成する。ＣＲＴ１４は、前記画
像データＤＩに基づいて、ドプラパワーモードの超音波
画像を画面に表示する。
示すブロック図である。この超音波診断装置５００で
は、超音波探触子１および送受信器２により、各音線毎
に、多数の超音波パルスを所定の時間間隔で送信する。
そして、各音線の深さ方向の多数の観測点に対応した超
音波エコー信号を採取する。ドプラパワーモードの場合
には、上記超音波エコー信号を直交検波部４に入力す
る。直交検波部４のミキサー４ａ，４ｂは、参照信号発
生器４ｃ，４ｄからの参照信号と前記超音波エコー信号
とを乗算し、ＬＰＦ（Ｌow Ｐass Ｆilter）４ｈ，４ｉ
を通して、直交成分Ｑと同相成分Ｉを出力する。Ａ／Ｄ
変換部５，６は、直交成分Ｑと同相成分ＩをそれぞれＡ
／Ｄ変換し、メモリ７，８に書き込む。ＭＴＩ（Moving
Target Indication）フィルタ９，１０は、メモリ７，
８から直交成分Ｑと同相成分Ｉとを読み出し、その直交
成分Ｑと同相成分Ｉから不要なクラッタ成分（比較的に
動きの遅い心臓壁などの組織からのドプラ成分）を除去
する。自己相関等演算部１１は、前記不要な成分を除去
した直交成分Ｑと同相成分ＩとからパワーデータＰ
（Ｒ，φ）を算出する。なお、Ｒは観測点の深さを表
し、φは音線番号を表す。ＤＳＣ（Digital Scan Conve
rtor）１３は、前記パワーデータＰ（Ｒ，φ）を画素値
に変換し且つ観測点の位置に応じて２次元マッピング
し、画像データＤＩを生成する。ＣＲＴ１４は、前記画
像データＤＩに基づいて、ドプラパワーモードの超音波
画像を画面に表示する。
【０００３】図１０は、ドプラパワーモードでの超音波
画像の例示図である。背景Ｈの中に血管像Ｐ１，Ｐ２が
描出される。一般に、背景Ｈは黒色であり、血管像Ｐ
１，Ｐ２はパワーの大きさに応じて輝度の異なる橙色で
ある。
画像の例示図である。背景Ｈの中に血管像Ｐ１，Ｐ２が
描出される。一般に、背景Ｈは黒色であり、血管像Ｐ
１，Ｐ２はパワーの大きさに応じて輝度の異なる橙色で
ある。
【０００４】図９に戻り、ＣＦＭ（Color Flow Mappin
g）モードの場合は、前記自己相関等演算部１１は、直
交成分Ｑと同相成分Ｉとに対して超音波パルス間の自己
相関演算を施して、速度データｖ（Ｒ，φ）を算出す
る。ＤＳＣ１３は、前記速度データｖ（Ｒ，φ）を画素
値に変換し且つ観測点の位置に応じて２次元マッピング
し、画像データＤＩを生成する。ＣＲＴ１４は、前記画
像データＤＩに基づいて、ＣＦＭモードの超音波画像を
画面に表示する。ＣＦＭモードの超音波画像では、一般
に、背景はＢモードの画像であり、血管像は速度の高低
と方向とに応じて輝度の異なる赤色および青色である。
g）モードの場合は、前記自己相関等演算部１１は、直
交成分Ｑと同相成分Ｉとに対して超音波パルス間の自己
相関演算を施して、速度データｖ（Ｒ，φ）を算出す
る。ＤＳＣ１３は、前記速度データｖ（Ｒ，φ）を画素
値に変換し且つ観測点の位置に応じて２次元マッピング
し、画像データＤＩを生成する。ＣＲＴ１４は、前記画
像データＤＩに基づいて、ＣＦＭモードの超音波画像を
画面に表示する。ＣＦＭモードの超音波画像では、一般
に、背景はＢモードの画像であり、血管像は速度の高低
と方向とに応じて輝度の異なる赤色および青色である。
【０００５】Ｂモードの場合は、超音波エコー信号をＢ
モード処理部３に入力する。Ｂモード処理部３は、超音
波エコー信号の強さからＢモードデータを生成し、ＤＳ
Ｃ１３に渡す。ＤＳＣ１３は、そのＢモードデータを画
素値に変換し且つ観測点の位置に応じて２次元マッピン
グし、画像データＤＩを生成する。ＣＲＴ１４は、前記
画像データＤＩに基づいて、Ｂモードの超音波画像を画
面に表示する。Ｂモードの超音波画像では、一般に、背
景は黒色であり、組織像は超音波エコー信号の強さに応
じて輝度の異なる無彩色である。
モード処理部３に入力する。Ｂモード処理部３は、超音
波エコー信号の強さからＢモードデータを生成し、ＤＳ
Ｃ１３に渡す。ＤＳＣ１３は、そのＢモードデータを画
素値に変換し且つ観測点の位置に応じて２次元マッピン
グし、画像データＤＩを生成する。ＣＲＴ１４は、前記
画像データＤＩに基づいて、Ｂモードの超音波画像を画
面に表示する。Ｂモードの超音波画像では、一般に、背
景は黒色であり、組織像は超音波エコー信号の強さに応
じて輝度の異なる無彩色である。
【０００６】
【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におけるドプラパワーモードの超音波画像で
は、図１０に示すように、背景Ｈと血管像Ｐ１，Ｐ２の
境界が十分明瞭ではない。このため、微小血管を正確に
把握することが困難な問題点がある。そこで、この発明
の目的は、特にドプラパワーモードでの微小血管の描出
能力を向上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。
装置５００におけるドプラパワーモードの超音波画像で
は、図１０に示すように、背景Ｈと血管像Ｐ１，Ｐ２の
境界が十分明瞭ではない。このため、微小血管を正確に
把握することが困難な問題点がある。そこで、この発明
の目的は、特にドプラパワーモードでの微小血管の描出
能力を向上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。
【０００７】
【課題を解決するための手段】第１の観点では、この発
明は、被検体内に超音波を送信し、被検体内からの超音
波エコー信号を受信し、その超音波エコー信号に基づい
て超音波画像を表示する超音波画像表示方法において、
前記超音波画像中の輪郭部分の一部に陰影を付加して表
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。
明は、被検体内に超音波を送信し、被検体内からの超音
波エコー信号を受信し、その超音波エコー信号に基づい
て超音波画像を表示する超音波画像表示方法において、
前記超音波画像中の輪郭部分の一部に陰影を付加して表
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。
【０００８】第２の観点では、この発明は、上記構成の
超音波画像表示方法において、陰影を付加しない部分の
画素値の範囲が、陰影を付加する部分の画素値を含まな
いことを特徴とする超音波画像表示方法を提供する。
超音波画像表示方法において、陰影を付加しない部分の
画素値の範囲が、陰影を付加する部分の画素値を含まな
いことを特徴とする超音波画像表示方法を提供する。
【０００９】第３の観点では、この発明は、上記構成の
超音波画像表示方法において、超音波画像に対して陰影
を付加し、その陰影を付加した超音波画像を時間平均し
て表示するか、又は、陰影を付加しない超音波画像を時
間平均し、その時間平均した超音波画像に対して陰影を
付加して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。
超音波画像表示方法において、超音波画像に対して陰影
を付加し、その陰影を付加した超音波画像を時間平均し
て表示するか、又は、陰影を付加しない超音波画像を時
間平均し、その時間平均した超音波画像に対して陰影を
付加して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。
【００１０】第４の観点では、この発明は、方向の異な
る各音線上に超音波を送信し超音波エコー信号を受信し
各音線上の多数の観測点に対応したデータを取得するデ
ータ取得手段と、それらデータに基づいて超音波画像を
生成する画像生成手段と、超音波画像を表示する画像表
示手段とを備えた超音波診断装置において、前記データ
から陰影を付加すべき陰影付加部分を抽出する陰影付加
部分抽出手段と、抽出した陰影付加部分のデータの値を
陰影に対応したデータ値に変換すると共に陰影付加部分
以外のデータの値を陰影に対応したデータ値以外の値に
変換するデータ値変換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。
る各音線上に超音波を送信し超音波エコー信号を受信し
各音線上の多数の観測点に対応したデータを取得するデ
ータ取得手段と、それらデータに基づいて超音波画像を
生成する画像生成手段と、超音波画像を表示する画像表
示手段とを備えた超音波診断装置において、前記データ
から陰影を付加すべき陰影付加部分を抽出する陰影付加
部分抽出手段と、抽出した陰影付加部分のデータの値を
陰影に対応したデータ値に変換すると共に陰影付加部分
以外のデータの値を陰影に対応したデータ値以外の値に
変換するデータ値変換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。
【００１１】第５の観点では、この発明は、上記構成の
超音波診断装置において、前記陰影付加部分抽出手段お
よび前記データ値変換手段は、音線のデータを保持する
バッファメモリと、そのバッファメモリに保持された音
線のデータをアドレスとするルックアップテーブルから
なることを特徴とする超音波診断装置を提供する。
超音波診断装置において、前記陰影付加部分抽出手段お
よび前記データ値変換手段は、音線のデータを保持する
バッファメモリと、そのバッファメモリに保持された音
線のデータをアドレスとするルックアップテーブルから
なることを特徴とする超音波診断装置を提供する。
【００１２】第６の観点では、この発明は、上記構成の
超音波診断装置において、前記データ値変換手段を経た
データを時間平均して前記画像生成手段に渡すデータ時
間平均手段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。
超音波診断装置において、前記データ値変換手段を経た
データを時間平均して前記画像生成手段に渡すデータ時
間平均手段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。
【００１３】第７の観点では、この発明は、上記構成の
超音波診断装置において、前記データがドプラパワーモ
ードのデータであることを特徴とする超音波診断装置を
提供する。
超音波診断装置において、前記データがドプラパワーモ
ードのデータであることを特徴とする超音波診断装置を
提供する。
【００１４】
【作用】上記第１の観点の超音波画像表示方法では、超
音波画像中の輪郭部分の一部に陰影を付加して表示する
ようにした。これにより、ドプラパワーモードの超音波
画像では、血管が立体的に見えるようになり、微小血管
を正確に把握できるようになる。
音波画像中の輪郭部分の一部に陰影を付加して表示する
ようにした。これにより、ドプラパワーモードの超音波
画像では、血管が立体的に見えるようになり、微小血管
を正確に把握できるようになる。
【００１５】上記第２の観点の超音波画像表示方法で
は、超音波画像中の輪郭部分の一部に陰影を付加して表
示する際、陰影を付加しない部分の画素値の範囲が、陰
影を付加する部分の画素値を含まないようにした。これ
により、ドプラパワーモードの超音波画像では、背景と
血管と陰影とを明確に識別できるようになる。
は、超音波画像中の輪郭部分の一部に陰影を付加して表
示する際、陰影を付加しない部分の画素値の範囲が、陰
影を付加する部分の画素値を含まないようにした。これ
により、ドプラパワーモードの超音波画像では、背景と
血管と陰影とを明確に識別できるようになる。
【００１６】上記第３の観点の超音波画像表示方法で
は、複数の超音波画像中の輪郭部分の一部に陰影を付加
し、その陰影を付加した複数の超音波画像を時間平均し
て表示する。あるいは、陰影を付加しない複数の超音波
画像を時間平均し、その時間平均した超音波画像中の輪
郭部分の一部に陰影を付加して表示する。これにより、
ランダムに現われるノイズが実質的に表示されないよう
になる。また、ドプラパワーモードの超音波画像をリア
ルタイムに表示する場合、血管部のパワーの連続的な変
化が残像的に見えるので、血管をいっそう明確に視認で
きるようになる。
は、複数の超音波画像中の輪郭部分の一部に陰影を付加
し、その陰影を付加した複数の超音波画像を時間平均し
て表示する。あるいは、陰影を付加しない複数の超音波
画像を時間平均し、その時間平均した超音波画像中の輪
郭部分の一部に陰影を付加して表示する。これにより、
ランダムに現われるノイズが実質的に表示されないよう
になる。また、ドプラパワーモードの超音波画像をリア
ルタイムに表示する場合、血管部のパワーの連続的な変
化が残像的に見えるので、血管をいっそう明確に視認で
きるようになる。
【００１７】上記第４の観点による超音波診断装置で
は、データ取得手段により各音線上の多数の観測点に対
応したデータを取得し、そのデータから陰影付加部分抽
出手段により陰影を付加すべき陰影付加部分を抽出し、
その抽出した陰影付加部分のデータの値をデータ値変換
手段により陰影に対応したデータ値に変換すると共に陰
影付加部分以外のデータの値を陰影に対応したデータ値
以外の値に変換する。そして、変換後のデータに基づい
て画像生成手段により超音波画像を生成し、その超音波
画像を画像表示手段により表示する。これにより、ドプ
ラパワーモードの超音波画像では、血管が立体的に見え
るようになり、微小血管を正確に把握できるようにな
る。また、背景と血管と陰影とを明確に識別できるよう
になる。
は、データ取得手段により各音線上の多数の観測点に対
応したデータを取得し、そのデータから陰影付加部分抽
出手段により陰影を付加すべき陰影付加部分を抽出し、
その抽出した陰影付加部分のデータの値をデータ値変換
手段により陰影に対応したデータ値に変換すると共に陰
影付加部分以外のデータの値を陰影に対応したデータ値
以外の値に変換する。そして、変換後のデータに基づい
て画像生成手段により超音波画像を生成し、その超音波
画像を画像表示手段により表示する。これにより、ドプ
ラパワーモードの超音波画像では、血管が立体的に見え
るようになり、微小血管を正確に把握できるようにな
る。また、背景と血管と陰影とを明確に識別できるよう
になる。
【００１８】上記第５の観点による超音波診断装置で
は、音線のデータを保持するバッファメモリと、そのバ
ッファメモリに保持された音線のデータをアドレスとす
るルックアップテーブルとから前記陰影付加部分抽出手
段および前記データ値変換手段を構成した。これによ
り、短い処理時間で陰影付加部分の抽出およびデータ値
の変換が可能となり、超音波画像のリアルタイム表示が
可能となる。
は、音線のデータを保持するバッファメモリと、そのバ
ッファメモリに保持された音線のデータをアドレスとす
るルックアップテーブルとから前記陰影付加部分抽出手
段および前記データ値変換手段を構成した。これによ
り、短い処理時間で陰影付加部分の抽出およびデータ値
の変換が可能となり、超音波画像のリアルタイム表示が
可能となる。
【００１９】上記第６の観点による超音波診断装置で
は、前記データ値変換手段を経たデータを時間平均して
前記画像生成手段に渡すデータ時間平均手段を具備し
た。あるいは、前記データ取得手段で取得したデータを
時間平均して前記陰影付加部分抽出手段および前記デー
タ値変換手段に渡すデータ時間平均手段を具備した。こ
れにより、ランダムに現われるノイズが実質的に表示さ
れないようになる。また、ドプラパワーモードの超音波
画像をリアルタイムに表示する場合、血管部のパワーの
連続的な変化が残像的に見えるので、血管をいっそう明
確に視認できるようになる。
は、前記データ値変換手段を経たデータを時間平均して
前記画像生成手段に渡すデータ時間平均手段を具備し
た。あるいは、前記データ取得手段で取得したデータを
時間平均して前記陰影付加部分抽出手段および前記デー
タ値変換手段に渡すデータ時間平均手段を具備した。こ
れにより、ランダムに現われるノイズが実質的に表示さ
れないようになる。また、ドプラパワーモードの超音波
画像をリアルタイムに表示する場合、血管部のパワーの
連続的な変化が残像的に見えるので、血管をいっそう明
確に視認できるようになる。
【００２０】上記第７の観点による超音波診断装置で
は、ドプラパワーモードのデータに対して上記陰影付加
部分の抽出およびデータ値の変換を行う。これにより、
ドプラパワーモードにおける微小血管の描出能力を向上
することが出来る。
は、ドプラパワーモードのデータに対して上記陰影付加
部分の抽出およびデータ値の変換を行う。これにより、
ドプラパワーモードにおける微小血管の描出能力を向上
することが出来る。
【００２１】
【実施例】以下、図に示す実施例によりこの発明をさら
に詳細に説明する。なお、これによりこの発明が限定さ
れるものではない。
に詳細に説明する。なお、これによりこの発明が限定さ
れるものではない。
【００２２】−第１実施例−
図１は、この発明の第１実施例の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では、超音波
探触子１および送受信器２により、各音線毎に、多数の
超音波パルスを所定の時間間隔で送信する。そして、各
音線の深さ方向の多数の観測点に対応した超音波エコー
信号を採取する。ドプラパワーモードの場合には、上記
超音波エコー信号を直交検波部４に入力する。直交検波
部４のミキサー４ａ，４ｂは、参照信号発生器４ｃ，４
ｄからの参照信号と前記超音波エコー信号とを乗算し、
ＬＰＦ４ｈ，４ｉを通して、直交成分Ｑと同相成分Ｉを
出力する。Ａ／Ｄ変換部５，６は、直交成分Ｑと同相成
分ＩをそれぞれＡ／Ｄ変換し、メモリ７，８に書き込
む。ＭＴＩフィルタ９，１０は、メモリ７，８から直交
成分Ｑと同相成分Ｉとを読み出し、その直交成分Ｑと同
相成分Ｉから不要なクラッタ成分を除去する。自己相関
等演算部１１は、前記不要な成分を除去した直交成分Ｑ
と同相成分ＩとからパワーデータＰ（Ｒ，φ）を算出す
る。なお、Ｒは観測点の深さを表し、φは音線番号を表
す。
ック図である。この超音波診断装置１００では、超音波
探触子１および送受信器２により、各音線毎に、多数の
超音波パルスを所定の時間間隔で送信する。そして、各
音線の深さ方向の多数の観測点に対応した超音波エコー
信号を採取する。ドプラパワーモードの場合には、上記
超音波エコー信号を直交検波部４に入力する。直交検波
部４のミキサー４ａ，４ｂは、参照信号発生器４ｃ，４
ｄからの参照信号と前記超音波エコー信号とを乗算し、
ＬＰＦ４ｈ，４ｉを通して、直交成分Ｑと同相成分Ｉを
出力する。Ａ／Ｄ変換部５，６は、直交成分Ｑと同相成
分ＩをそれぞれＡ／Ｄ変換し、メモリ７，８に書き込
む。ＭＴＩフィルタ９，１０は、メモリ７，８から直交
成分Ｑと同相成分Ｉとを読み出し、その直交成分Ｑと同
相成分Ｉから不要なクラッタ成分を除去する。自己相関
等演算部１１は、前記不要な成分を除去した直交成分Ｑ
と同相成分ＩとからパワーデータＰ（Ｒ，φ）を算出す
る。なお、Ｒは観測点の深さを表し、φは音線番号を表
す。
【００２３】陰影付加部分抽出部２１は、前記パワーデ
ータＰ（Ｒ，φ）から陰影を付加すべき陰影付加部分を
抽出し、データ値変換部２２に通知する。データ値変換
部２２は、前記陰影付加部分のデータの値を陰影に対応
したデータ値に変換すると共に陰影付加部分以外のデー
タの値を陰影に対応したデータ値以外の値に変換する。
説明の都合上、前記陰影付加部分抽出部２１および前記
データ値変換部２２は、プロセッサ（２０）により構成
したものとする。そして、その処理は、図２を参照して
後で詳述する。なお、実際には、前記陰影付加部分抽出
部２１および前記データ値変換部２２は、図６を参照し
て後述するように、バッファメモリ２０１とルックアッ
プテーブル２０２により構成できる。
ータＰ（Ｒ，φ）から陰影を付加すべき陰影付加部分を
抽出し、データ値変換部２２に通知する。データ値変換
部２２は、前記陰影付加部分のデータの値を陰影に対応
したデータ値に変換すると共に陰影付加部分以外のデー
タの値を陰影に対応したデータ値以外の値に変換する。
説明の都合上、前記陰影付加部分抽出部２１および前記
データ値変換部２２は、プロセッサ（２０）により構成
したものとする。そして、その処理は、図２を参照して
後で詳述する。なお、実際には、前記陰影付加部分抽出
部２１および前記データ値変換部２２は、図６を参照し
て後述するように、バッファメモリ２０１とルックアッ
プテーブル２０２により構成できる。
【００２４】ＤＳＣ１３は、データの値を変換された後
のパワーデータＰ（Ｒ，φ）を画素値に変換し且つ観測
点の位置に応じて２次元マッピングし、画像データＤＩ
を生成する。ＣＲＴ１４は、前記画像データＤＩに基づ
いて、ドプラパワーモードの超音波画像を画面に表示す
る。ドプラパワーモードの超音波画像では、一般に、背
景Ｈは黒色であり、血管像Ｐ１，Ｐ２はパワーの大きさ
に応じて輝度の異なる橙色である。
のパワーデータＰ（Ｒ，φ）を画素値に変換し且つ観測
点の位置に応じて２次元マッピングし、画像データＤＩ
を生成する。ＣＲＴ１４は、前記画像データＤＩに基づ
いて、ドプラパワーモードの超音波画像を画面に表示す
る。ドプラパワーモードの超音波画像では、一般に、背
景Ｈは黒色であり、血管像Ｐ１，Ｐ２はパワーの大きさ
に応じて輝度の異なる橙色である。
【００２５】ＣＦＭモードの場合は、前記自己相関等演
算部１１は、直交成分Ｑと同相成分Ｉとに対して超音波
パルス間の自己相関演算を施して、速度データｖ（Ｒ，
φ）を算出する。ＤＳＣ１３は、前記速度データｖ
（Ｒ，φ）を画素値に変換し且つ観測点の位置に応じて
２次元マッピングし、画像データＤＩを生成する。ＣＲ
Ｔ１４は、前記画像データＤＩに基づいて、ＣＦＭモー
ドの超音波画像を画面に表示する。ＣＦＭモードの超音
波画像では、一般に、背景はＢモードの画像であり、血
管像は速度の高低と方向とに応じて輝度の異なる赤色お
よび青色である。
算部１１は、直交成分Ｑと同相成分Ｉとに対して超音波
パルス間の自己相関演算を施して、速度データｖ（Ｒ，
φ）を算出する。ＤＳＣ１３は、前記速度データｖ
（Ｒ，φ）を画素値に変換し且つ観測点の位置に応じて
２次元マッピングし、画像データＤＩを生成する。ＣＲ
Ｔ１４は、前記画像データＤＩに基づいて、ＣＦＭモー
ドの超音波画像を画面に表示する。ＣＦＭモードの超音
波画像では、一般に、背景はＢモードの画像であり、血
管像は速度の高低と方向とに応じて輝度の異なる赤色お
よび青色である。
【００２６】Ｂモードの場合は、超音波エコー信号をＢ
モード処理部３に入力する。Ｂモード処理部３は、超音
波エコー信号の強さからＢモードデータを生成し、ＤＳ
Ｃ１３に渡す。ＤＳＣ１３は、そのＢモードデータを画
素値に変換し且つ観測点の位置に応じて２次元マッピン
グし、画像データＤＩを生成する。ＣＲＴ１４は、前記
画像データＤＩに基づいて、Ｂモードの超音波画像を画
面に表示する。Ｂモードの超音波画像では、一般に、背
景は黒色であり、組織像は超音波エコー信号の強さに応
じて輝度の異なる無彩色である。
モード処理部３に入力する。Ｂモード処理部３は、超音
波エコー信号の強さからＢモードデータを生成し、ＤＳ
Ｃ１３に渡す。ＤＳＣ１３は、そのＢモードデータを画
素値に変換し且つ観測点の位置に応じて２次元マッピン
グし、画像データＤＩを生成する。ＣＲＴ１４は、前記
画像データＤＩに基づいて、Ｂモードの超音波画像を画
面に表示する。Ｂモードの超音波画像では、一般に、背
景は黒色であり、組織像は超音波エコー信号の強さに応
じて輝度の異なる無彩色である。
【００２７】図２は、前記陰影付加部分抽出部２１およ
び前記データ値変換部２２を構成するプロセッサ（２
０）の処理のフロー図である。ステップＳ１では、観測
点深さカウンタｊおよび音線番号カウンタｉを初期化す
る。ステップＳ２では、着目するデータをｋ（Ｒj，
φi）とする。前記データは、パワーデータＰ（Ｒ，
φ）または速度データｖ（Ｒ，φ）である。
び前記データ値変換部２２を構成するプロセッサ（２
０）の処理のフロー図である。ステップＳ１では、観測
点深さカウンタｊおよび音線番号カウンタｉを初期化す
る。ステップＳ２では、着目するデータをｋ（Ｒj，
φi）とする。前記データは、パワーデータＰ（Ｒ，
φ）または速度データｖ（Ｒ，φ）である。
【００２８】ステップＳ３では、隣接する３つの音線上
の同じ深さのデータをそれぞれｋ１，ｋ２，ｋ３とす
る。図３に、データｋ１，ｋ２，ｋ３に対応する観測点
の位置関係を示す。ステップＳ４では、データｋ１，ｋ
２，ｋ３の中央値（大きい順に並べたときに中央の順番
になるデータの値）をｋｇとする。なお、中央値ｋｇを
求める理由は、ノイズの影響を排除するためである。中
央値に代えて、平均値を求めてもよい。ステップＳ５で
は、陰影付加上限値を“Ａ”とするとき、ｋ１＜ｋｇ＜
ｋ３かつｋｇ≦Ａを満たすか否か判定する。ｋ１＜ｋｇ
＜ｋ３を満たす場合は、音線番号の順にデータが大きく
なっているから、超音波画像上では左側の輪郭部分であ
る可能性が高い。また、データが正常なときに輪郭部分
のデータが取り得る値の上限値を“Ａ”に設定しておけ
ば、ｋｇ≦Ａを満たさない場合は、たとえｋ１＜ｋｇ＜
ｋ３を満たしたとしても輪郭部分ではない。従って、ｋ
１＜ｋｇ＜ｋ３かつｋｇ≦Ａを満たす場合、その部分は
超音波画像上の左側の輪郭部分である可能性が極めて高
い。そこで、この部分を陰影付加部分として抽出し、ス
テップＳ６へ進む。他方、ｋ１＜ｋｇ＜ｋ３かつｋｇ≦
Ａを満たさない場合、その部分は陰影付加部分として抽
出せず、ステップＳ７へ進む。なお、上記ステップＳ３
〜Ｓ５が、陰影付加部分抽出部２１に相当する。
の同じ深さのデータをそれぞれｋ１，ｋ２，ｋ３とす
る。図３に、データｋ１，ｋ２，ｋ３に対応する観測点
の位置関係を示す。ステップＳ４では、データｋ１，ｋ
２，ｋ３の中央値（大きい順に並べたときに中央の順番
になるデータの値）をｋｇとする。なお、中央値ｋｇを
求める理由は、ノイズの影響を排除するためである。中
央値に代えて、平均値を求めてもよい。ステップＳ５で
は、陰影付加上限値を“Ａ”とするとき、ｋ１＜ｋｇ＜
ｋ３かつｋｇ≦Ａを満たすか否か判定する。ｋ１＜ｋｇ
＜ｋ３を満たす場合は、音線番号の順にデータが大きく
なっているから、超音波画像上では左側の輪郭部分であ
る可能性が高い。また、データが正常なときに輪郭部分
のデータが取り得る値の上限値を“Ａ”に設定しておけ
ば、ｋｇ≦Ａを満たさない場合は、たとえｋ１＜ｋｇ＜
ｋ３を満たしたとしても輪郭部分ではない。従って、ｋ
１＜ｋｇ＜ｋ３かつｋｇ≦Ａを満たす場合、その部分は
超音波画像上の左側の輪郭部分である可能性が極めて高
い。そこで、この部分を陰影付加部分として抽出し、ス
テップＳ６へ進む。他方、ｋ１＜ｋｇ＜ｋ３かつｋｇ≦
Ａを満たさない場合、その部分は陰影付加部分として抽
出せず、ステップＳ７へ進む。なお、上記ステップＳ３
〜Ｓ５が、陰影付加部分抽出部２１に相当する。
【００２９】ステップＳ６では、陰影に相当するデータ
値を“Ｇ”とするとき、着目するデータｋ（Ｒj，φi）
の値を“Ｇ”とする。これにより、図５に示す陰影部分
ｇが作られる。この後、ステップＳ１０へ進む。ステッ
プＳ７では、背景上限値を“Ｂ”とするとき、ｋ１＝ｋ
ｇ＝ｋ３かつｋｇ≦Ｂを満たすか否か判定する。ｋ１＝
ｋｇ＝ｋ３を満たす場合は、データが一定であるから、
輪郭の内部かまたは背景である。また、データが正常な
ときに背景部分のデータが取り得る値の上限値を“Ｂ”
に設定しておけば、ｋｇ≦Ｂを満たす場合は、背景であ
る可能性が高い。従って、ｋ１＝ｋｇ＝ｋ３かつｋｇ≦
Ｂを満たす場合、その部分は超音波画像上の背景部分で
ある可能性が極めて高い。そこで、この部分を背景部分
として抽出し、ステップＳ８へ進む。他方、ｋ１＝ｋｇ
＝ｋ３かつｋｇ≦Ｂを満たさない場合、その部分は輪郭
の内部として抽出し、ステップＳ９へ進む。ステップＳ
８では、背景に割り当てるデータ値を“ｈｏ”（＞Ｇ）
とするとき、着目するデータｋ（Ｒj，φi）の値を“ｈ
ｏ”とする。これにより、図５に示す背景部分Ｈが作ら
れる。この後、ステップＳ１０へ進む。ステップＳ９で
は、データの取り得る範囲の上限値を“Ｕ”とすると
き、着目するデータｋ（Ｒj，φi）の値を背景値ｈｏ〜
上限値Ｕの間に圧縮する。この圧縮の概念を図４に示
す。図４の（ａ）の元の範囲を図４の（ｂ）の範囲に圧
縮し、陰影部分と異なる（より明るい）データの値に変
換する訳である。なお、上記ステップＳ７〜Ｓ９が、デ
ータ値変換部２２に相当する。
値を“Ｇ”とするとき、着目するデータｋ（Ｒj，φi）
の値を“Ｇ”とする。これにより、図５に示す陰影部分
ｇが作られる。この後、ステップＳ１０へ進む。ステッ
プＳ７では、背景上限値を“Ｂ”とするとき、ｋ１＝ｋ
ｇ＝ｋ３かつｋｇ≦Ｂを満たすか否か判定する。ｋ１＝
ｋｇ＝ｋ３を満たす場合は、データが一定であるから、
輪郭の内部かまたは背景である。また、データが正常な
ときに背景部分のデータが取り得る値の上限値を“Ｂ”
に設定しておけば、ｋｇ≦Ｂを満たす場合は、背景であ
る可能性が高い。従って、ｋ１＝ｋｇ＝ｋ３かつｋｇ≦
Ｂを満たす場合、その部分は超音波画像上の背景部分で
ある可能性が極めて高い。そこで、この部分を背景部分
として抽出し、ステップＳ８へ進む。他方、ｋ１＝ｋｇ
＝ｋ３かつｋｇ≦Ｂを満たさない場合、その部分は輪郭
の内部として抽出し、ステップＳ９へ進む。ステップＳ
８では、背景に割り当てるデータ値を“ｈｏ”（＞Ｇ）
とするとき、着目するデータｋ（Ｒj，φi）の値を“ｈ
ｏ”とする。これにより、図５に示す背景部分Ｈが作ら
れる。この後、ステップＳ１０へ進む。ステップＳ９で
は、データの取り得る範囲の上限値を“Ｕ”とすると
き、着目するデータｋ（Ｒj，φi）の値を背景値ｈｏ〜
上限値Ｕの間に圧縮する。この圧縮の概念を図４に示
す。図４の（ａ）の元の範囲を図４の（ｂ）の範囲に圧
縮し、陰影部分と異なる（より明るい）データの値に変
換する訳である。なお、上記ステップＳ７〜Ｓ９が、デ
ータ値変換部２２に相当する。
【００３０】ステップＳ１０，Ｓ１１では、上記ステッ
プＳ２〜Ｓ９の処理を１フレーム分（例えば、ｊ＝１〜
６０，ｉ＝１〜１０００）だけ繰り返す。そして、処理
を終了する。
プＳ２〜Ｓ９の処理を１フレーム分（例えば、ｊ＝１〜
６０，ｉ＝１〜１０００）だけ繰り返す。そして、処理
を終了する。
【００３１】図５は、上記超音波診断装置１００による
ドプラパワーモードでの超音波画像の例示図である。や
や明るい背景Ｈの中に血管像Ｐ１，Ｐ２が描出され、そ
れら血管像Ｐ１，Ｐ２の左側に暗い陰影ｇが付加され
る。これにより血管像Ｐ１，Ｐ２が立体的に見え、微小
血管でも明確に視認できるようになる。
ドプラパワーモードでの超音波画像の例示図である。や
や明るい背景Ｈの中に血管像Ｐ１，Ｐ２が描出され、そ
れら血管像Ｐ１，Ｐ２の左側に暗い陰影ｇが付加され
る。これにより血管像Ｐ１，Ｐ２が立体的に見え、微小
血管でも明確に視認できるようになる。
【００３２】図６は、「陰影付加部分抽出部（２１）お
よびデータ値変換部（２２）」２０をバッファメモリ２
０１とルックアップテーブル２０２により構成した場合
のブロック図である。
よびデータ値変換部（２２）」２０をバッファメモリ２
０１とルックアップテーブル２０２により構成した場合
のブロック図である。
【００３３】バッファメモリ２０１は、１音線上の各観
測点のデータをシリアルにシフトしながら順に保持し全
観測点のデータを保持するとパラレルに出力するシフト
レジスタＬ０と、そのシフトレジスタＬ０から新たなデ
ータがパラレルに出力された時にそれまで保持していた
古いデータをパラレルに出力したあと新たなデータを保
持するレジスタＬ１と、そのレジスタＬ１から新たなデ
ータがパラレルに出力された時にそれまで保持していた
古いデータをパラレルに出力したあと新たなデータを保
持するレジスタＬ２と、そのレジスタＬ２から新たなデ
ータがパラレルに出力された時にそれまで保持していた
古いデータを破棄し新たなデータを保持するレジスタＬ
３とからなっている。従って、前記レジスタＬ１，Ｌ
２，Ｌ３には、それぞれ隣接する音線のデータｋ（Ｒ,
φi+1），ｋ（Ｒ,φi），ｋ（Ｒ,φi-1）が保持され
る。また、前記レジスタＬ１，Ｌ２，Ｌ３からは、それ
ぞれの音線上の同じ深さの観測点のデータｋ（Ｒj，φ
i+1），ｋ（Ｒj，φi），ｋ（Ｒj，φi-1）が深さの順
（ｊの順）に出力される。なお、シフトレジスタＬ０お
よびレジスタＬ１，Ｌ２，Ｌ３に対するデータのリード
／ライト制御は、超音波エコー信号の受信のタイミング
および超音波画像の表示のタイミングと同期して行われ
る。
測点のデータをシリアルにシフトしながら順に保持し全
観測点のデータを保持するとパラレルに出力するシフト
レジスタＬ０と、そのシフトレジスタＬ０から新たなデ
ータがパラレルに出力された時にそれまで保持していた
古いデータをパラレルに出力したあと新たなデータを保
持するレジスタＬ１と、そのレジスタＬ１から新たなデ
ータがパラレルに出力された時にそれまで保持していた
古いデータをパラレルに出力したあと新たなデータを保
持するレジスタＬ２と、そのレジスタＬ２から新たなデ
ータがパラレルに出力された時にそれまで保持していた
古いデータを破棄し新たなデータを保持するレジスタＬ
３とからなっている。従って、前記レジスタＬ１，Ｌ
２，Ｌ３には、それぞれ隣接する音線のデータｋ（Ｒ,
φi+1），ｋ（Ｒ,φi），ｋ（Ｒ,φi-1）が保持され
る。また、前記レジスタＬ１，Ｌ２，Ｌ３からは、それ
ぞれの音線上の同じ深さの観測点のデータｋ（Ｒj，φ
i+1），ｋ（Ｒj，φi），ｋ（Ｒj，φi-1）が深さの順
（ｊの順）に出力される。なお、シフトレジスタＬ０お
よびレジスタＬ１，Ｌ２，Ｌ３に対するデータのリード
／ライト制御は、超音波エコー信号の受信のタイミング
および超音波画像の表示のタイミングと同期して行われ
る。
【００３４】ルックアップテーブル２０２は、例えばＲ
ＯＭ（Ｒead Only Ｍemory）であり、データｋ（Ｒj，
φi+1），ｋ（Ｒj，φi），ｋ（Ｒj，φi-1）をアドレ
ス入力され、データ値変換後のデータｋ（Ｒj，φi）を
データ出力する。すなわち、図２のフロー図で説明した
内容の処理をテーブル参照により実現する。このため、
短い処理時間で済み、リアルタイム処理が可能となる。
ＯＭ（Ｒead Only Ｍemory）であり、データｋ（Ｒj，
φi+1），ｋ（Ｒj，φi），ｋ（Ｒj，φi-1）をアドレ
ス入力され、データ値変換後のデータｋ（Ｒj，φi）を
データ出力する。すなわち、図２のフロー図で説明した
内容の処理をテーブル参照により実現する。このため、
短い処理時間で済み、リアルタイム処理が可能となる。
【００３５】上記第１実施例の超音波診断装置１００に
よれば、ドプラパワーモードやＣＦＭモードの超音波画
像中の輪郭の左側部分に陰影が付加されるので、流れの
像（血管や胆管などの体液輸送管の像）が盛り上がるよ
うに（立体的に）見え、微小血管でも明確に視認できる
ようになる。
よれば、ドプラパワーモードやＣＦＭモードの超音波画
像中の輪郭の左側部分に陰影が付加されるので、流れの
像（血管や胆管などの体液輸送管の像）が盛り上がるよ
うに（立体的に）見え、微小血管でも明確に視認できる
ようになる。
【００３６】−第２実施例−
図７は、この発明の第２実施例の超音波診断装置２００
の構成図である。この超音波診断装置２００の基本的な
構成および動作は、上記第１実施例の超音波診断装置１
００（図１参照）と同じであるが、「陰影付加部分抽出
部およびデータ値変換部」２０とＤＳＣ１３の間にデー
タ時間平均部３０が介設されている構成が第１実施例と
は異なっている。図８に示すように、データ時間平均部
３０は、データ値変換後の時間的に連続する複数のフレ
ーム（ここでは５フレーム）Ｆt-2，Ｆt-1，Ｆt，
Ｆt+1，Ｆt+2,Ｆt+2 の対応するデータの移動平均値を
算出し、その移動平均値を新たなフレームＦt'のデータ
としてＤＳＣ１３へ出力する。上記第２実施例の超音波
診断装置２００によれば、ドプラパワーモードやＣＦＭ
モードの超音波画像中の輪郭の左側部分に陰影が付加さ
れるので、流れの像が立体的に見え、微小血管でも明確
に視認できるようになる。さらに、ランダムに現われる
ノイズＮの表示を抑制できるようになる。また、超音波
画像をリアルタイムに表示する場合、血管部のパワーの
連続的な変化が残像的に見えるので、血管をいっそう明
確に視認できるようになる。
の構成図である。この超音波診断装置２００の基本的な
構成および動作は、上記第１実施例の超音波診断装置１
００（図１参照）と同じであるが、「陰影付加部分抽出
部およびデータ値変換部」２０とＤＳＣ１３の間にデー
タ時間平均部３０が介設されている構成が第１実施例と
は異なっている。図８に示すように、データ時間平均部
３０は、データ値変換後の時間的に連続する複数のフレ
ーム（ここでは５フレーム）Ｆt-2，Ｆt-1，Ｆt，
Ｆt+1，Ｆt+2,Ｆt+2 の対応するデータの移動平均値を
算出し、その移動平均値を新たなフレームＦt'のデータ
としてＤＳＣ１３へ出力する。上記第２実施例の超音波
診断装置２００によれば、ドプラパワーモードやＣＦＭ
モードの超音波画像中の輪郭の左側部分に陰影が付加さ
れるので、流れの像が立体的に見え、微小血管でも明確
に視認できるようになる。さらに、ランダムに現われる
ノイズＮの表示を抑制できるようになる。また、超音波
画像をリアルタイムに表示する場合、血管部のパワーの
連続的な変化が残像的に見えるので、血管をいっそう明
確に視認できるようになる。
【００３７】−他の実施例−
（１）陰影を輪郭の「左側」に付加する代りに、輪郭の
「下側」や「右側」に付加してもよい。例えば、データ
ｋ（Ｒj+1,φi）,ｋ（Ｒj，φi）,ｋ（Ｒj-1,φi）を用
いれば、「下側」に陰影を付加できる。また、図２のス
テップＳ５の条件の不等号の向きを逆にすれば、「右
側」に陰影を付加できる。 （２）３点のデータｋ（Ｒj，φi+1），ｋ（Ｒj，
φi），ｋ（Ｒj，φi-1）を用いる代りに、２点または
４点以上のデータを用いて超音波画像中の輪郭抽出を行
ってもよい。 （３）輪郭部分を微分演算により検出してもよい。 （４）データ時間平均部３０を自己相関等演算部１１と
「陰影付加部分抽出部およびデータ値変換部」２０の間
に設けてもよい。 （５）データＰ（Ｒ，φ）やｖ（Ｒ，φ）を用いる代り
に、画像データＤＩ（ｘ，ｙ）を用いて陰影画像付加部
分抽出およびデータ値変換を行ってもよい。但し、画像
データＤＩ（ｘ，ｙ）ではデータ数が補間により増えて
いるので、処理の負担が増加する。
「下側」や「右側」に付加してもよい。例えば、データ
ｋ（Ｒj+1,φi）,ｋ（Ｒj，φi）,ｋ（Ｒj-1,φi）を用
いれば、「下側」に陰影を付加できる。また、図２のス
テップＳ５の条件の不等号の向きを逆にすれば、「右
側」に陰影を付加できる。 （２）３点のデータｋ（Ｒj，φi+1），ｋ（Ｒj，
φi），ｋ（Ｒj，φi-1）を用いる代りに、２点または
４点以上のデータを用いて超音波画像中の輪郭抽出を行
ってもよい。 （３）輪郭部分を微分演算により検出してもよい。 （４）データ時間平均部３０を自己相関等演算部１１と
「陰影付加部分抽出部およびデータ値変換部」２０の間
に設けてもよい。 （５）データＰ（Ｒ，φ）やｖ（Ｒ，φ）を用いる代り
に、画像データＤＩ（ｘ，ｙ）を用いて陰影画像付加部
分抽出およびデータ値変換を行ってもよい。但し、画像
データＤＩ（ｘ，ｙ）ではデータ数が補間により増えて
いるので、処理の負担が増加する。
【００３８】
【発明の効果】この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、超音波画像中の輪郭の一部に陰
影を付加するので、像が盛り上がるように（立体的に）
見え、診断をしやすくなる。特に、ドプラパワーモード
の超音波画像では、血管が盛り上がるように見えるよう
になり、微小血管でも明確に視認できるようになる。
音波診断装置によれば、超音波画像中の輪郭の一部に陰
影を付加するので、像が盛り上がるように（立体的に）
見え、診断をしやすくなる。特に、ドプラパワーモード
の超音波画像では、血管が盛り上がるように見えるよう
になり、微小血管でも明確に視認できるようになる。
【図１】この発明の第１実施例の超音波診断装置を示す
ブロック図である。
ブロック図である。
【図２】陰影付加部分抽出処理およびデータ値変換処理
のフロー図である。
のフロー図である。
【図３】データｋ１，ｋ２，ｋ３に対応する観測点の位
置関係を示す説明図である。
置関係を示す説明図である。
【図４】データ値変換の説明図である。
【図５】この発明にかかるドプラパワーモードの超音波
画像の例示図である。
画像の例示図である。
【図６】陰影付加部分抽出部およびデータ値変換部をバ
ッファメモリとルックアップテーブルにより構成した場
合のブロック図である。
ッファメモリとルックアップテーブルにより構成した場
合のブロック図である。
【図７】この発明の第２実施例の超音波診断装置を示す
ブロック図である。
ブロック図である。
【図８】複数フレームの移動平均の説明図である。
【図９】従来の超音波診断装置を示すブロック図であ
る。
る。
【図１０】従来のドプラパワーモードの超音波画像の例
示図である。
示図である。
１００，２００，５００ 超音波診断装置
１１ 自己相関等演算部
１３ ＤＳＣ
１４ ＣＲＴ
２０ 陰影付加部分抽出部およびデータ値変
換部 ２１ 陰影付加部分抽出部 ２２ データ値変換部 ２０１ バッファメモリ ２０２ ルックアップテーブル ＤＩ 画像データ ｖ 速度データ Ｐ ドプラパワーデータ
換部 ２１ 陰影付加部分抽出部 ２２ データ値変換部 ２０１ バッファメモリ ２０２ ルックアップテーブル ＤＩ 画像データ ｖ 速度データ Ｐ ドプラパワーデータ
フロントページの続き
(72)発明者 地挽 隆夫
東京都日野市旭が丘４丁目７番地の127
ジーイー横河メディカルシステム株式
会社内
(56)参考文献 特開 平５−7592（ＪＰ，Ａ)
特開 昭54−143041（ＪＰ，Ａ)
特開 昭57−56892（ＪＰ，Ａ)
特開 平６−254097（ＪＰ，Ａ)
特開 昭57−87237（ＪＰ，Ａ)
特開 平２−164352（ＪＰ，Ａ)
特開 平４−122359（ＪＰ，Ａ)
特開 平５−3868（ＪＰ，Ａ)
特開 平６−114059（ＪＰ，Ａ)
(58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名)
A61B 8/00 - 8/15
Claims (7)
- 【請求項１】 被検体内に超音波を送信し、被検体内か
らの超音波エコー信号を受信し、その超音波エコー信号
に基づいて超音波２次元断層画像を表示する超音波画像
表示方法において、 前記超音波２次元断層画像中の輪郭部分の一部に陰影を
付加して表示することを特徴とする超音波画像表示方
法。 - 【請求項２】 請求項１に記載の超音波画像表示方法に
おいて、陰影を付加しない部分の画素値の範囲が、陰影
を付加する部分の画素値を含まないことを特徴とする超
音波画像表示方法。 - 【請求項３】 請求項１または請求項２に記載の超音波
画像表示方法において、超音波２次元断層画像に対して
陰影を付加し、その陰影を付加した超音波２次元断層画
像を時間平均して表示するか、又は、陰影を付加しない
超音波２次元断層画像を時間平均し、その時間平均した
超音波２次元断層画像に対して陰影を付加して表示する
ことを特徴とする超音波画像表示方法。 - 【請求項４】 方向の異なる各音線上に超音波を送信し
超音波エコー信号を受信し各音線上の多数の観測点に対
応したデータを取得するデータ取得手段と、それらデー
タに基づいて超音波画像を生成する画像生成手段と、超
音波画像を表示する画像表示手段とを備えた超音波診断
装置において、 前記データから陰影を付加すべき陰影付加部分を抽出す
る陰影付加部分抽出手段と、抽出した陰影付加部分のデ
ータの値を陰影に対応したデータ値に変換すると共に陰
影付加部分以外のデータの値を陰影に対応したデータ値
以外の値に変換するデータ値変換手段とを具備したこと
を特徴とする超音波診断装置。 - 【請求項５】 請求項４に記載の超音波診断装置におい
て、前記陰影付加部分抽出手段および前記データ値変換
手段は、音線のデータを保持するバッファメモリと、そ
のバッファメモリに保持された音線のデータをアドレス
とするルックアップテーブルとからなることを特徴とす
る超音波診断装置。 - 【請求項６】 請求項４または請求項５に記載の超音波
診断装置において、前記データ値変換手段を経たデータ
を時間平均して前記画像生成手段に渡すデータ時間平均
手段、または、前記データ取得手段で取得したデータを
時間平均して前記陰影付加部分抽出手段および前記デー
タ値変換手段に渡すデータ時間平均手段を具備したこと
を特徴とする超音波診断装置。 - 【請求項７】 請求項４から請求項６のいずれかに記載
の超音波診断装置において、前記データがドプラパワー
モードのデータであることを特徴とする超音波診断装
置。
Priority Applications (4)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP01813195A JP3406106B2 (ja) | 1995-02-06 | 1995-02-06 | 超音波画像表示方法および超音波診断装置 |
| US08/573,621 US5615679A (en) | 1995-02-06 | 1995-12-18 | Method of displaying ultrasonic images and apparatus for ultrasonic diagnosis |
| EP96100711A EP0725282A3 (en) | 1995-02-06 | 1996-01-18 | Method of displaying ultrasonic images and apparatus for ultrasonic diagnosis |
| CN96103584A CN1119122C (zh) | 1995-02-06 | 1996-02-06 | 用于超声波诊断的显示图像的方法和装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP01813195A JP3406106B2 (ja) | 1995-02-06 | 1995-02-06 | 超音波画像表示方法および超音波診断装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH08206111A JPH08206111A (ja) | 1996-08-13 |
| JP3406106B2 true JP3406106B2 (ja) | 2003-05-12 |
Family
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