JPH0647046A - グレースケールウインドウ化方法および装置 - Google Patents
グレースケールウインドウ化方法および装置Info
- Publication number
- JPH0647046A JPH0647046A JP5155601A JP15560193A JPH0647046A JP H0647046 A JPH0647046 A JP H0647046A JP 5155601 A JP5155601 A JP 5155601A JP 15560193 A JP15560193 A JP 15560193A JP H0647046 A JPH0647046 A JP H0647046A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- signal
- spatial frequency
- intensity
- compressing
- high spatial
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Pending
Links
Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
- A61B8/08—Detecting organic movements or changes, e.g. tumours, cysts, swellings
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- 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
- G01S15/8977—Short-range imaging systems; Acoustic microscope systems using pulse-echo techniques using special techniques for image reconstruction, e.g. FFT, geometrical transformations, spatial deconvolution, time deconvolution
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- 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
- G01S7/00—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00
- G01S7/52—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00 of systems according to group G01S15/00
- G01S7/52017—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00 of systems according to group G01S15/00 particularly adapted to short-range imaging
- G01S7/52023—Details of receivers
- G01S7/52025—Details of receivers for pulse systems
- G01S7/52026—Extracting wanted echo signals
Landscapes
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- Radar, Positioning & Navigation (AREA)
- Remote Sensing (AREA)
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Acoustics & Sound (AREA)
- Computer Networks & Wireless Communication (AREA)
- General Physics & Mathematics (AREA)
- Radiology & Medical Imaging (AREA)
- Molecular Biology (AREA)
- Pathology (AREA)
- Biophysics (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Medical Informatics (AREA)
- Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
- Surgery (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Public Health (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Ultra Sonic Daignosis Equipment (AREA)
- Investigating Or Analyzing Materials By The Use Of Ultrasonic Waves (AREA)
Abstract
(57)【要約】
【目的】 超音波画像用自動ウインドウ化システムを提
供する。 【構成】 前記システムは入射信号を高空間周波数成分
と低空間周波数成分に分離する。相対的に低い圧縮比を
前記高空間周波数成分に適用し一方高い圧縮比を前記低
空間周波数成分に適用する。二つの成分は圧縮後に加算
されて表示用に用いる信号を構成する。
供する。 【構成】 前記システムは入射信号を高空間周波数成分
と低空間周波数成分に分離する。相対的に低い圧縮比を
前記高空間周波数成分に適用し一方高い圧縮比を前記低
空間周波数成分に適用する。二つの成分は圧縮後に加算
されて表示用に用いる信号を構成する。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は医用画像診断のための超
音波走査システムに関し、より特定すれば該システムの
ためおよびその他の診断用画像システムのためのグレー
スケールウインドウ化に関する。
音波走査システムに関し、より特定すれば該システムの
ためおよびその他の診断用画像システムのためのグレー
スケールウインドウ化に関する。
【０００２】
【技術的背景】一版に医用画像診断システムは患者体内
から信号を取り出す。画像を生成するためには、信号の
供給源と信号それぞれの相対的強度を特定する必要があ
る。信号強度は測定されたのちグレースケールに変換さ
れる。
から信号を取り出す。画像を生成するためには、信号の
供給源と信号それぞれの相対的強度を特定する必要があ
る。信号強度は測定されたのちグレースケールに変換さ
れる。
【０００３】例えば、超音波走査システムはデータを取
得して患者体内の医用画像を提供する。一般に、システ
ムは数ＭＨｚ程度の周波数範囲の超音波を対象または患
者に送信するためのトランスデューサ（変換器）を使用
する。「エコー」信号は送信された超音波に対応して受
信され、画像のためのデータとして使用される。変換器
は患者の体部に接して配置する。受信したエコー信号の
強度を測定して、白から黒の範囲のグレースケールに変
換する。エコーを発生する物質（すなわち臓器などの境
界）は元の信号が送信された後でエコーが反射してくる
のに必要な時間から基本的に決定する。体内の位置に相
関する強度データを入手すれば、画像生成時において周
知の人体の部位に対応する画像画素についての強度値を
得ることが出来るようになる。
得して患者体内の医用画像を提供する。一般に、システ
ムは数ＭＨｚ程度の周波数範囲の超音波を対象または患
者に送信するためのトランスデューサ（変換器）を使用
する。「エコー」信号は送信された超音波に対応して受
信され、画像のためのデータとして使用される。変換器
は患者の体部に接して配置する。受信したエコー信号の
強度を測定して、白から黒の範囲のグレースケールに変
換する。エコーを発生する物質（すなわち臓器などの境
界）は元の信号が送信された後でエコーが反射してくる
のに必要な時間から基本的に決定する。体内の位置に相
関する強度データを入手すれば、画像生成時において周
知の人体の部位に対応する画像画素についての強度値を
得ることが出来るようになる。
【０００４】送信された音波は体内を通過するうちに減
衰する。受信するエコー信号は相対的に減弱しており増
幅が必要である。現実的には、増幅利得は時間軸利得補
償回路（ＴＧＣ）により変化し、ＴＧＣ回路はエコー信
号の発生源の変換器からの距離に起因するエコー信号の
減衰を補償する。
衰する。受信するエコー信号は相対的に減弱しており増
幅が必要である。現実的には、増幅利得は時間軸利得補
償回路（ＴＧＣ）により変化し、ＴＧＣ回路はエコー信
号の発生源の変換器からの距離に起因するエコー信号の
減衰を補償する。
【０００５】医用画像システムにおけるエコー信号の強
度はそのダイナミックレンジに特徴を有する。すなわち
グレースケールの範囲が表示能力を大幅に超過してい
る。エコー強度は次のようなことによって変化する：
１．エコーが発せられる点での送信信号の強度、２．周
辺組織と標的のインピーダンス不整合、３．標的の幾何
学的方向、４．組織による音響信号の減衰。
度はそのダイナミックレンジに特徴を有する。すなわち
グレースケールの範囲が表示能力を大幅に超過してい
る。エコー強度は次のようなことによって変化する：
１．エコーが発せられる点での送信信号の強度、２．周
辺組織と標的のインピーダンス不整合、３．標的の幾何
学的方向、４．組織による音響信号の減衰。
【０００６】
【発明が解決すべき課題】体内の標的深度の検索のため
超音波を使用する診断用パルスエコーシステムは１００
ｄＢまたはそれ以上にわたるダイナミックレンジを有す
るエコー信号を生成するのが普通であろう。なんらかの
所定の範囲の部分で周囲に対する標的の音響インピーダ
ンスの差と幾何学的方向により３０〜５０ｄＢのエコー
強度の変化が生まれる。これが所望する標的の情報を表
現している。全経路長での組織内減衰によるさらに５０
〜７０ｄＢの変化は望ましくない成分を表現している。
この余分な５０〜７０ｄＢの変化は吸収によるエコーの
強度変化を補償するＴＧＣ回路が処理する。３０〜５０
ｄＢにわたるダイナミックレンジを有する信号の直接的
観察は従来の表示装置を用いては現実的ではない。よっ
て全ダイナミックレンジの小さな部分より多くを一度に
観察出来るようになすのは現実的ではないことが明らか
である。
超音波を使用する診断用パルスエコーシステムは１００
ｄＢまたはそれ以上にわたるダイナミックレンジを有す
るエコー信号を生成するのが普通であろう。なんらかの
所定の範囲の部分で周囲に対する標的の音響インピーダ
ンスの差と幾何学的方向により３０〜５０ｄＢのエコー
強度の変化が生まれる。これが所望する標的の情報を表
現している。全経路長での組織内減衰によるさらに５０
〜７０ｄＢの変化は望ましくない成分を表現している。
この余分な５０〜７０ｄＢの変化は吸収によるエコーの
強度変化を補償するＴＧＣ回路が処理する。３０〜５０
ｄＢにわたるダイナミックレンジを有する信号の直接的
観察は従来の表示装置を用いては現実的ではない。よっ
て全ダイナミックレンジの小さな部分より多くを一度に
観察出来るようになすのは現実的ではないことが明らか
である。
【０００７】また超音波システムでは異なる大きさのエ
コーを輝度の異なる画像の点に変換することで画像を生
成している。輝度の表現はエコーの大きさが小さい部分
を暗いグレーの濃淡にまた大きさの大きい部分を明るい
グレーに解像した段階的グレースケールによる。特定の
エコーの大きさに所定のグレーの濃度を割り当てるのは
恣意的でありデータ処理中に使用するグレー濃度変換曲
線へのエコーで決定される。実際にはＴＧＣ処理後の超
音波画像では１，０００以上のグレー濃淡が存在する。
現在最新の超音波システムはこの１，０００段階のグレ
ー濃淡を、データの対数圧縮すなわち可変利得を信号レ
ベルの関数として用いることなどの方法で減少させてい
る。信号レベルが高いほど、利得は低くなる。よって、
例えば、高入力レベルでの差分利得はもっと低い信号入
力レベルでの利得のおよそ０．０１程度でしかないこと
がある。
コーを輝度の異なる画像の点に変換することで画像を生
成している。輝度の表現はエコーの大きさが小さい部分
を暗いグレーの濃淡にまた大きさの大きい部分を明るい
グレーに解像した段階的グレースケールによる。特定の
エコーの大きさに所定のグレーの濃度を割り当てるのは
恣意的でありデータ処理中に使用するグレー濃度変換曲
線へのエコーで決定される。実際にはＴＧＣ処理後の超
音波画像では１，０００以上のグレー濃淡が存在する。
現在最新の超音波システムはこの１，０００段階のグレ
ー濃淡を、データの対数圧縮すなわち可変利得を信号レ
ベルの関数として用いることなどの方法で減少させてい
る。信号レベルが高いほど、利得は低くなる。よって、
例えば、高入力レベルでの差分利得はもっと低い信号入
力レベルでの利得のおよそ０．０１程度でしかないこと
がある。
【０００８】よって対数データ圧縮システムを用いる
と、高い信号入力レベルでの小さな局部的変化として表
現されることのある臨床情報が失われてしまう。
と、高い信号入力レベルでの小さな局部的変化として表
現されることのある臨床情報が失われてしまう。
【０００９】１，０００段階のグレー濃淡を現在利用可
能なテレビジョンモニターと人間の視覚の限界すなわち
１００段階のグレー濃淡に対して適応させる問題につい
て、もう一つの従来技術の解決策はオフラインウインド
ウ化である。このようなウインドウ化を用いることでオ
ペレータはモニターの全範囲として表示するのに最適な
信号入力レベルの範囲を用手的に選択する。この方法は
超音波用には不完全である。その理由は：１．最適なウ
インドウは本質的に局部的なものであることからなんら
かの領域で画像を最適化することは一般に別の領域の画
像の劣化を起こす結果になる、２．この方法はオンライ
ンで実現するのが困難である。
能なテレビジョンモニターと人間の視覚の限界すなわち
１００段階のグレー濃淡に対して適応させる問題につい
て、もう一つの従来技術の解決策はオフラインウインド
ウ化である。このようなウインドウ化を用いることでオ
ペレータはモニターの全範囲として表示するのに最適な
信号入力レベルの範囲を用手的に選択する。この方法は
超音波用には不完全である。その理由は：１．最適なウ
インドウは本質的に局部的なものであることからなんら
かの領域で画像を最適化することは一般に別の領域の画
像の劣化を起こす結果になる、２．この方法はオンライ
ンで実現するのが困難である。
【００１０】
【課題を解決するための手段】本発明の好適実施例によ
れば、ウインドウ化が空間周波数の関数として行われ
る、すなわち入力信号をＴＧＣの後で処理して二つの成
分、高空間周波数成分と低空間周波数成分に分離し、次
に比較的低率の圧縮を高空間周波数成分に使用しまた比
較的高率の圧縮を低空間周波数成分の圧縮に使用し、の
ちに２つの成分が相互に加算されて表示目的で処理され
る信号を構成するようになしてある自動ウインドウ化シ
ステムが提供される。
れば、ウインドウ化が空間周波数の関数として行われ
る、すなわち入力信号をＴＧＣの後で処理して二つの成
分、高空間周波数成分と低空間周波数成分に分離し、次
に比較的低率の圧縮を高空間周波数成分に使用しまた比
較的高率の圧縮を低空間周波数成分の圧縮に使用し、の
ちに２つの成分が相互に加算されて表示目的で処理され
る信号を構成するようになしてある自動ウインドウ化シ
ステムが提供される。
【００１１】より特定すれば、検出器信号の強度変化の
利用を最大限に行うため、超音波信号を対象に送信する
段階と、送信した前記超音波信号に対するエコー信号を
受信する段階と、前記エコー信号を第１の空間周波数信
号と第２の空間周波数信号に分離する段階と、前記第１
の空間周波数強度信号を第１の圧縮回路で圧縮する段階
と、前記第１の空間周波数信号の圧縮より高い圧縮率に
より前期第２の空間周波数強度信号を第２の圧縮回路で
圧縮しこれによって高空間周波数信号が圧縮される以上
に前期第２の空間周波数信号を圧縮する段階と、前記２
つの圧縮回路の出力を組み合わせる段階と、前記組み合
わせた信号を処理して画像の表示を提供する段階を含む
ことを特徴とする超音波画像システム用の自動ウインド
ウ化の方法が提供される。
利用を最大限に行うため、超音波信号を対象に送信する
段階と、送信した前記超音波信号に対するエコー信号を
受信する段階と、前記エコー信号を第１の空間周波数信
号と第２の空間周波数信号に分離する段階と、前記第１
の空間周波数強度信号を第１の圧縮回路で圧縮する段階
と、前記第１の空間周波数信号の圧縮より高い圧縮率に
より前期第２の空間周波数強度信号を第２の圧縮回路で
圧縮しこれによって高空間周波数信号が圧縮される以上
に前期第２の空間周波数信号を圧縮する段階と、前記２
つの圧縮回路の出力を組み合わせる段階と、前記組み合
わせた信号を処理して画像の表示を提供する段階を含む
ことを特徴とする超音波画像システム用の自動ウインド
ウ化の方法が提供される。
【００１２】好適実施例において、第１の空間周波数信
号は高い周波数の信号である。結果として何らかの高い
空間周波数におけるわずかな高空間周波数の変化として
存在することのある全ての副次的詳細を保持することが
出来るようになる。本法は従来技術のシステムの欠点の
いくつかを排除するものである。
号は高い周波数の信号である。結果として何らかの高い
空間周波数におけるわずかな高空間周波数の変化として
存在することのある全ての副次的詳細を保持することが
出来るようになる。本法は従来技術のシステムの欠点の
いくつかを排除するものである。
【００１３】本発明の上述のおよびその他の特徴と目的
は本発明のシステムのブロック図を示す添付の図面と併
せて以下の詳細な説明に照らして検討すれば十二分に理
解されるであろう。
は本発明のシステムのブロック図を示す添付の図面と併
せて以下の詳細な説明に照らして検討すれば十二分に理
解されるであろう。
【００１４】
【実施例】図面の超音波システム１１は、患者の体部に
対して保持される形式であって超音波信号を体内に送信
することにより規定の扇型領域を自動的に走査するよう
なトランスデューサ（変換器）１２を含む。モニタ１３
はトランスデューサから放射されるビームの方向を監視
するために設けられるのが望ましい。モニタ１３は、超
音波画像システム１１の各種ユニットの出力タイミング
と動作を制御する中央演算処理ユニット１６へ線１４で
接続されるように図示してある。
対して保持される形式であって超音波信号を体内に送信
することにより規定の扇型領域を自動的に走査するよう
なトランスデューサ（変換器）１２を含む。モニタ１３
はトランスデューサから放射されるビームの方向を監視
するために設けられるのが望ましい。モニタ１３は、超
音波画像システム１１の各種ユニットの出力タイミング
と動作を制御する中央演算処理ユニット１６へ線１４で
接続されるように図示してある。
【００１５】トランスデューサ１２は、送信モードと受
信モードの２種類のモードを有する。トランスデューサ
が送信モードにある場合には、送信機１７は切り換え手
段１８を介してトランスデューサ１２へ超音波パルス信
号を送出し、トランスデューサから超音波パルス波を対
象に送信させる。受信モードでは切り換え手段１８がト
ランスデューサ１２を受信機１９へ接続する。トランス
デューサ１２は、被験対象の体内から反響してくるエコ
ーを検出する。
信モードの２種類のモードを有する。トランスデューサ
が送信モードにある場合には、送信機１７は切り換え手
段１８を介してトランスデューサ１２へ超音波パルス信
号を送出し、トランスデューサから超音波パルス波を対
象に送信させる。受信モードでは切り換え手段１８がト
ランスデューサ１２を受信機１９へ接続する。トランス
デューサ１２は、被験対象の体内から反響してくるエコ
ーを検出する。
【００１６】超音波パルス波は例えばピエゾ圧電素子結
晶に高電圧パルスを印加すると発生する。圧電結晶はこ
の励起に応答して超音波エネルギーの短いバーストを発
生する。超音波は生物体を通って伝播するにつれ散乱と
吸収のために減衰する。
晶に高電圧パルスを印加すると発生する。圧電結晶はこ
の励起に応答して超音波エネルギーの短いバーストを発
生する。超音波は生物体を通って伝播するにつれ散乱と
吸収のために減衰する。
【００１７】トランスデューサは皮膚上の鉱物油の薄層
で被験者と音響的に結合するのが望ましい。超音波パル
スは比較的よくまとまったビームとして患者の体内を通
過する。人体の軟組織を通過する超音波の速度はおよそ
１，４５９ｍｍ／毎秒からおよそ１，６１０ｍｍ／毎秒
の範囲で平均して１，５５０ｍｍ／毎秒である。伝播中
に超音波パルスは異なる組織構造の間の境界と遭遇す
る。超音波エネルギーの一部がエコーとして反射される
がどの程度の部分かは組織間の不適合度により変化す
る。
で被験者と音響的に結合するのが望ましい。超音波パル
スは比較的よくまとまったビームとして患者の体内を通
過する。人体の軟組織を通過する超音波の速度はおよそ
１，４５９ｍｍ／毎秒からおよそ１，６１０ｍｍ／毎秒
の範囲で平均して１，５５０ｍｍ／毎秒である。伝播中
に超音波パルスは異なる組織構造の間の境界と遭遇す
る。超音波エネルギーの一部がエコーとして反射される
がどの程度の部分かは組織間の不適合度により変化す
る。
【００１８】一般に組織は類似した音響インピーダンス
を有しているため、少ない比率の入射エネルギーが各接
合部で反射されるだけなので、超音波ビームは人体の深
部へ浸透することが出来る。受信するエコーは比較的小
さいため、第１に前置増幅器２１で前置増幅される。前
置増幅器２１の出力は時間軸利得補正回路（ＴＧＣ）２
５により制御される可変利得増幅器２２へ入力される。
可変利得増幅器と組み合わせたＴＧＣ回路の目的は、エ
コーの反射する点まで組織内を通過することによる信号
の減衰を補償することである。可変利得増幅器の出力は
演算増幅器２３で増幅される。演算増幅器の出力はアナ
ログ・デジタル（Ａ／Ｄ）変換器２４でデジタル形式に
変換される。当然本発明の範囲内においてアナログ形式
を維持することが出来る。しかしＡ／Ｄ変換回路を用い
るのが望ましい。
を有しているため、少ない比率の入射エネルギーが各接
合部で反射されるだけなので、超音波ビームは人体の深
部へ浸透することが出来る。受信するエコーは比較的小
さいため、第１に前置増幅器２１で前置増幅される。前
置増幅器２１の出力は時間軸利得補正回路（ＴＧＣ）２
５により制御される可変利得増幅器２２へ入力される。
可変利得増幅器と組み合わせたＴＧＣ回路の目的は、エ
コーの反射する点まで組織内を通過することによる信号
の減衰を補償することである。可変利得増幅器の出力は
演算増幅器２３で増幅される。演算増幅器の出力はアナ
ログ・デジタル（Ａ／Ｄ）変換器２４でデジタル形式に
変換される。当然本発明の範囲内においてアナログ形式
を維持することが出来る。しかしＡ／Ｄ変換回路を用い
るのが望ましい。
【００１９】Ａ／Ｄ変換回路のデジタル出力はローパス
空間周波数フィルタ２６及びこれと並列のハイパス空間
周波数フィルタ２７で濾波される。ローパスフィルタ２
６の出力は低空間周波数信号である。ハイパスフィルタ
の出力は高空間周波数信号である。
空間周波数フィルタ２６及びこれと並列のハイパス空間
周波数フィルタ２７で濾波される。ローパスフィルタ２
６の出力は低空間周波数信号である。ハイパスフィルタ
の出力は高空間周波数信号である。
【００２０】つまりトランスデューサに起始する受信エ
コー信号は高周波信号と低周波信号の部分に分割され
る。これら２つの信号のそれぞれは２種類の異なる圧縮
回路、例えば圧縮回路２８と圧縮回路２９で圧縮され
る。圧縮回路２８は高い圧縮比を有するように図示して
ある。ローパスフィルタから出力される信号すなわち低
周波信号は圧縮回路２８の高い圧縮比で圧縮される。そ
の一方で、フィルタ２７の高周波信号はもっと低い圧縮
比を有する圧縮回路２９で圧縮される。高周波信号の圧
縮比が低いことで圧縮回路出力での高周波の小さな変化
を保持することが出来る。
コー信号は高周波信号と低周波信号の部分に分割され
る。これら２つの信号のそれぞれは２種類の異なる圧縮
回路、例えば圧縮回路２８と圧縮回路２９で圧縮され
る。圧縮回路２８は高い圧縮比を有するように図示して
ある。ローパスフィルタから出力される信号すなわち低
周波信号は圧縮回路２８の高い圧縮比で圧縮される。そ
の一方で、フィルタ２７の高周波信号はもっと低い圧縮
比を有する圧縮回路２９で圧縮される。高周波信号の圧
縮比が低いことで圧縮回路出力での高周波の小さな変化
を保持することが出来る。
【００２１】２個の圧縮回路２８および２９の出力は加
算回路３１で相互に加算される。加算回路３１の出力は
デジタル走査変換回路（ＤＳＣ）へ入力し、ここで表示
目的のためデータを前処理する。ＤＳＣ回路３２の出力
は高速バス３３へ送られる。高速バスへ接続してあるの
はメモリ３４と表示処理装置３６である。表示処理装置
はメモリ３４と協働して表示装置３７上に表示するため
の画素単位の画像を構成する。
算回路３１で相互に加算される。加算回路３１の出力は
デジタル走査変換回路（ＤＳＣ）へ入力し、ここで表示
目的のためデータを前処理する。ＤＳＣ回路３２の出力
は高速バス３３へ送られる。高速バスへ接続してあるの
はメモリ３４と表示処理装置３６である。表示処理装置
はメモリ３４と協働して表示装置３７上に表示するため
の画素単位の画像を構成する。
【００２２】中央演算処理ユニットがＤＳＣ回路３２、
表示処理装置３６、ＴＧＣ回路２５、送信回路１７、切
り換え手段１８、およびトランスデューサ１２の方向モ
ニタなどのシステム部材の動作を制御している。
表示処理装置３６、ＴＧＣ回路２５、送信回路１７、切
り換え手段１８、およびトランスデューサ１２の方向モ
ニタなどのシステム部材の動作を制御している。
【００２３】動作において、超音波画像システム用に自
動ウインドウ化システムが提供される。自動ウインドウ
化システムは信号の空間周波数を用いて信号を高空間周
波数信号と低空間周波数信号の２つの部分に分割する。
低空間周波数信号は例えば１０：１の圧縮比などの高圧
縮比の対象となり高空間周波数信号は例えば圧縮比２：
１などのもっと低い圧縮比の対象となる。ローパスフィ
ルタの出力とハイパスフィルタの出力に掛けられる圧縮
比で事実上自動ウインドウ化される信号は加算回路３１
で統合される。
動ウインドウ化システムが提供される。自動ウインドウ
化システムは信号の空間周波数を用いて信号を高空間周
波数信号と低空間周波数信号の２つの部分に分割する。
低空間周波数信号は例えば１０：１の圧縮比などの高圧
縮比の対象となり高空間周波数信号は例えば圧縮比２：
１などのもっと低い圧縮比の対象となる。ローパスフィ
ルタの出力とハイパスフィルタの出力に掛けられる圧縮
比で事実上自動ウインドウ化される信号は加算回路３１
で統合される。
【００２４】統合された信号はＤＳＣ回路と表示処理装
置で表示画像の向上を提供するために使用される。
置で表示画像の向上を提供するために使用される。
【００２５】本発明は特定の実施例を用いて説明した
が、本実施例はあくまで例として説明したものであり本
発明の範囲を制限するものではないことは理解されるべ
きである。
が、本実施例はあくまで例として説明したものであり本
発明の範囲を制限するものではないことは理解されるべ
きである。
【図１】 本発明のシステムのブロック図である。
１２…トランスヂューサ（変換器） １３…モニタ １６…中央演算処理ユニット（ＣＰＵ） １７…送信機 １８…切り換え手段 １９…受信機 ２１…前置増幅器 ２２…可変利
得増幅器 ２３…演算増幅器 ２４…Ａ／Ｄ
変換器 ２５…時間軸利得補正回路（ＴＧＣ） ２４…ローパ
スフィルタ ２７…ハイパスフィルタ ２８，２９…
圧縮回路 ３１…加算回路 ３４…メモリ
（ＭＥＭ） ３２…デジタル走査変換回路（ＤＳＣ） ３６…表示制御装置
得増幅器 ２３…演算増幅器 ２４…Ａ／Ｄ
変換器 ２５…時間軸利得補正回路（ＴＧＣ） ２４…ローパ
スフィルタ ２７…ハイパスフィルタ ２８，２９…
圧縮回路 ３１…加算回路 ３４…メモリ
（ＭＥＭ） ３２…デジタル走査変換回路（ＤＳＣ） ３６…表示制御装置
フロントページの続き (72)発明者 エラン リフシツ イスラエル国 ハイファ 34381 ロータ ス 13 (72)発明者 ヤコブ レシェフ イスラエル国 26404 キルヴァト モツ キン、カディシュ ラツ 12エイ
Claims (9)
- 【請求項１】 空間周波数の関数としてウインドウ化の
段階を含む医用画像診断システムのための自動ウインド
ウ化の方法。 - 【請求項２】 空間周波数の関数としてのウインドウ化
の段階を含み、検出した信号の強度における変化の利用
を最大限に行うための超音波画像システム用の自動ウイ
ンドウ化の方法。 - 【請求項３】 検出した信号の強度における変化の利用
を最大限に行うための超音波画像システム用の自動ウイ
ンドウ化の方法であって、超音波信号を対象に送信する
段階と、 前記送信した超音波信号に対応するエコー信号を受信す
る段階と、前記エコー信号を高空間周波数強度信号と低
空間周波数強度信号に分割する段階と、 前記高空間周波数信号の強度を圧縮するために前記高空
間周波数強度信号を第１の圧縮回路で圧縮する段階と、 前記高空間周波数信号の圧縮のために用いたのと異なる
圧縮比で前記低空間周波数信号の強度を圧縮するために
前記低空間周波数信号を圧縮する段階と、 前記圧縮した低空間周波数信号と前記圧縮した高空間周
波数信号を結合する段階と、 前記検出した信号の前記強度の利用を最適化する表示画
像を提供するため前記結合した信号を処理する段階とを
含むことを特徴とする方法。 - 【請求項４】 検出した信号の強度における変化の利用
を最大限に行うための超音波画像システム用の自動ウイ
ンドウ化の方法であって、超音波信号を対象に送信する
段階と、 前記送信した超音波信号に対応するエコー信号を受信す
る段階と、前記エコー信号を高空間周波数強度信号と低
空間周波数強度信号に分割する段階と、 前記高空間周波数信号の強度を圧縮するために前記高空
間周波数強度信号を第１の圧縮回路で圧縮する段階と、 前記高空間周波数信号の圧縮のために用いたのと異なる
さらに高い圧縮比で前記低空間周波数信号の強度を圧縮
するために前記低空間周波数信号を圧縮する段階と、 前記第１と第２の圧縮回路の出力を結合する段階と、 前記検出した信号の前記強度の利用を最適化する表示画
像を提供するため前記結合した信号を処理する段階とを
含むことを特徴とする方法。 - 【請求項５】 前記エコー信号を高空間周波数強度信号
と低空間周波数強度信号に分割する前記段階は低空間周
波数信号の通過帯域と高空間周波数信号の通過帯域を得
るためのフィルタ手段を含むことを特徴とする請求項４
に記載の自動ウインドウ化の方法。 - 【請求項６】 検出した信号強度の変化の利用を最大限
に行うための超音波画像診断用システムのための自動ウ
インドウ化システムであって、 超音波信号を患者に送信するための送信機と、 前記送信機が超音波トランスデューサを用いることと、 前記送信した超音波信号に応答して得られたエコー信号
を受信するための受信機と、 前記受信機もまた前記超音波トランスデューサを用いる
ことと、前記受信した信号を高空間周波数強度信号およ
び低空間周波数強度信号に濾波するためのフィルタと、 前記高空間周波数信号の強度を圧縮するために前記高空
間周波数強度信号を圧縮するための第１の信号圧縮回路
と、 前記高空間周波数信号を圧縮するために用いたのとは異
なる圧縮比で前記低空間周波数強度信号を圧縮するため
の第２の信号圧縮回路と、前記２個の圧縮回路の出力を
結合するための結合回路と、前記結合した信号を処理し
て前記検出した信号の強度の利用を最適化する表示画像
を提供するための処理装置とを含むことを特徴とするシ
ステム。 - 【請求項７】 前記圧縮回路は低空間周波数信号強度圧
縮回路および高空間周波数信号強度圧縮回路を含むこと
を特徴とする請求項６に記載の自動ウインドウ化装置。 - 【請求項８】 前記フィルタは低空間周波数通過帯域を
提供するための第１のフィルタと高空間周波数通過帯域
を提供するための第２のフィルタを含むことを特徴とす
る請求項６に記載の自動ウインドウ化装置。 - 【請求項９】 結合回路が加算回路を含むことを特徴と
する請求項６に記載の自動ウインドウ化装置。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| IL102314 | 1992-06-25 | ||
| IL102314A IL102314A0 (en) | 1992-06-25 | 1992-06-25 | Gray scale windowing |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0647046A true JPH0647046A (ja) | 1994-02-22 |
Family
ID=11063764
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP5155601A Pending JPH0647046A (ja) | 1992-06-25 | 1993-06-25 | グレースケールウインドウ化方法および装置 |
Country Status (5)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5404883A (ja) |
| JP (1) | JPH0647046A (ja) |
| DE (1) | DE4320588A1 (ja) |
| IL (1) | IL102314A0 (ja) |
| NL (1) | NL9301080A (ja) |
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| KR100320439B1 (ko) * | 1999-12-30 | 2002-01-12 | 박종섭 | 씨모스 이미지 센서 |
| JP2006198387A (ja) * | 2004-12-24 | 2006-08-03 | Fuji Photo Film Co Ltd | 超音波診断装置、および超音波断層画像の生成方法、並びに超音波断層画像の生成プログラム |
| US10070764B2 (en) | 2007-05-09 | 2018-09-11 | Irobot Corporation | Compact autonomous coverage robot |
Families Citing this family (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH09200722A (ja) * | 1996-01-22 | 1997-07-31 | Canon Inc | 画像入力装置および方法 |
| US6142943A (en) * | 1998-12-30 | 2000-11-07 | General Electric Company | Doppler ultrasound automatic spectrum optimization |
| US6162176A (en) * | 1998-12-31 | 2000-12-19 | General Electric Company | Ultrasound color flow display optimization |
| US6579238B1 (en) * | 2000-04-24 | 2003-06-17 | Acuson Corporation | Medical ultrasonic imaging system with adaptive multi-dimensional back-end mapping |
| CN102728007B (zh) * | 2011-03-29 | 2015-07-08 | 重庆微海软件开发有限公司 | 超声治疗***的控制*** |
| EP3667364A3 (en) * | 2018-12-14 | 2020-07-15 | Samsung Medison Co., Ltd. | Ultrasound diagnosis apparatus and method of operating the same |
Family Cites Families (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4052889A (en) * | 1976-06-10 | 1977-10-11 | Adaptronics, Inc. | System for measurement of subsurface fatigue crack size |
| US4417276A (en) * | 1981-04-16 | 1983-11-22 | Medtronic, Inc. | Video to digital converter |
| GB2208770A (en) * | 1987-08-14 | 1989-04-12 | Philips Electronic Associated | Chirp ranging & velocity measurement |
| US5079698A (en) * | 1989-05-03 | 1992-01-07 | Advanced Light Imaging Technologies Ltd. | Transillumination method apparatus for the diagnosis of breast tumors and other breast lesions by normalization of an electronic image of the breast |
| US5268876A (en) * | 1991-06-25 | 1993-12-07 | The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University | Method of estimating near field aberrating delays |
-
1992
- 1992-06-25 IL IL102314A patent/IL102314A0/xx unknown
-
1993
- 1993-06-21 NL NL9301080A patent/NL9301080A/nl not_active Application Discontinuation
- 1993-06-22 DE DE4320588A patent/DE4320588A1/de not_active Withdrawn
- 1993-06-25 JP JP5155601A patent/JPH0647046A/ja active Pending
-
1994
- 1994-08-25 US US08/295,039 patent/US5404883A/en not_active Expired - Lifetime
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| KR100320439B1 (ko) * | 1999-12-30 | 2002-01-12 | 박종섭 | 씨모스 이미지 센서 |
| JP2006198387A (ja) * | 2004-12-24 | 2006-08-03 | Fuji Photo Film Co Ltd | 超音波診断装置、および超音波断層画像の生成方法、並びに超音波断層画像の生成プログラム |
| US10070764B2 (en) | 2007-05-09 | 2018-09-11 | Irobot Corporation | Compact autonomous coverage robot |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| IL102314A0 (en) | 1993-01-14 |
| NL9301080A (nl) | 1994-01-17 |
| DE4320588A1 (de) | 1994-01-13 |
| US5404883A (en) | 1995-04-11 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| JP3432204B2 (ja) | 超音波診断装置 | |
| EP1098207A2 (en) | PRF adjustment method and apparatus, and ultrasonic wave imaging apparatus | |
| WO2003090625A1 (en) | Ultrasonograph | |
| US7666139B2 (en) | Ultrasonic imaging apparatus and method | |
| US6599248B1 (en) | Method and apparatus for ultrasound diagnostic imaging | |
| JPH0227631B2 (ja) | ||
| CN114601498A (zh) | 用于超声信号数据中与深度有关的衰减的补偿方法和*** | |
| JPH0647046A (ja) | グレースケールウインドウ化方法および装置 | |
| JP4808373B2 (ja) | Ｂモード画像のバンディング抑制に関連する応用のための方法及び装置 | |
| US4676250A (en) | Method and apparatus for estimating the attenuation-vs-frequency slope of a propagation medium from the complex envelope of a signal | |
| JPH0654850A (ja) | 超音波診断装置 | |
| JP2001327492A (ja) | 超音波診断装置 | |
| JP4580490B2 (ja) | 超音波診断装置 | |
| JPH01250226A (ja) | 超音波診断装置 | |
| JPH1085220A (ja) | 超音波診断装置 | |
| JPH04117954A (ja) | 超音波診断装置 | |
| US20050124879A1 (en) | Tissue imaging at superharmonic frequencies | |
| US4605008A (en) | Acoustical imaging system | |
| US11896428B2 (en) | Adaptive selection of ultrasound frequency | |
| JP3069404B2 (ja) | 超音波診断装置 | |
| JP3388954B2 (ja) | 超音波診断装置 | |
| JP2760550B2 (ja) | 超音波診断装置 | |
| JP4568080B2 (ja) | 超音波診断装置 | |
| EP1039312A2 (en) | Ultrasonic imaging system for realizing optimum harmonic image and a method therefor | |
| JP3295787B2 (ja) | 超音波診断装置 |