JPH10248840A - 超音波診断装置 - Google Patents
超音波診断装置Info
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- JPH10248840A JPH10248840A JP9054737A JP5473797A JPH10248840A JP H10248840 A JPH10248840 A JP H10248840A JP 9054737 A JP9054737 A JP 9054737A JP 5473797 A JP5473797 A JP 5473797A JP H10248840 A JPH10248840 A JP H10248840A
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- G01S7/52057—Cathode ray tube displays
- G01S7/52068—Stereoscopic displays; Three-dimensional displays; Pseudo 3D displays
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- G—PHYSICS
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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
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- G—PHYSICS
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-
- G—PHYSICS
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- Veterinary Medicine (AREA)
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- Image Processing (AREA)
Abstract
(57)【要約】
【課題】本発明の目的は、組織の移動をその方向や移動
距離等と共に容易に理解できる形態で表示でき、また対
象構造を３次元的に観察可能に表示でき、しかもこれら
を処理に多大な時間や手間を要することなく、廉価で実
現できる超音波診断装置を提供することにある。 【解決手段】超音波プローブ１を介して被検体内部を走
査して第１画像を生成する送受信回路２と、第１画像と
この１フレーム前の第２画像とをピクセル毎に比較し、
第１画像のピクセル値が１フレーム前の第２画像のピク
セル値よりも大きいとき、第１画像のピクセル値を出力
し、第１画像のピクセル値が１フレーム前の第２の画像
のピクセル値よりも小さいとき、１フレーム前の第２画
像のピクセル値をレベルダウンして出力する比較処理回
路５と、この出力から第２画像を構成するフレームメモ
リ６とを有する。
距離等と共に容易に理解できる形態で表示でき、また対
象構造を３次元的に観察可能に表示でき、しかもこれら
を処理に多大な時間や手間を要することなく、廉価で実
現できる超音波診断装置を提供することにある。 【解決手段】超音波プローブ１を介して被検体内部を走
査して第１画像を生成する送受信回路２と、第１画像と
この１フレーム前の第２画像とをピクセル毎に比較し、
第１画像のピクセル値が１フレーム前の第２画像のピク
セル値よりも大きいとき、第１画像のピクセル値を出力
し、第１画像のピクセル値が１フレーム前の第２の画像
のピクセル値よりも小さいとき、１フレーム前の第２画
像のピクセル値をレベルダウンして出力する比較処理回
路５と、この出力から第２画像を構成するフレームメモ
リ６とを有する。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、被検体内部を超音
波で走査して、それにより得られた信号に基づいて被検
体内部の画像データを生成する超音波診断装置に関す
る。
波で走査して、それにより得られた信号に基づいて被検
体内部の画像データを生成する超音波診断装置に関す
る。
【０００２】
【従来の技術】近年、超音波診断の分野では、従来から
あるＢモードやカラードプラモードとは異なる表示形態
で被検体内部を表現し得る様々なモードが開発されてい
る。これには、例えばＴＤＩ(Tissue Doppler Imaging)
やＣＫ(Color Kinesis) がある。これらのモードによれ
ば、比較的動きの遅い組織、例えば心筋を強調すること
ができ、心臓検査に非常に有益であると考えられてい
る。
あるＢモードやカラードプラモードとは異なる表示形態
で被検体内部を表現し得る様々なモードが開発されてい
る。これには、例えばＴＤＩ(Tissue Doppler Imaging)
やＣＫ(Color Kinesis) がある。これらのモードによれ
ば、比較的動きの遅い組織、例えば心筋を強調すること
ができ、心臓検査に非常に有益であると考えられてい
る。
【０００３】また、走査面を移動しながらＢモードやカ
ラードプラモードで収集した複数フレームの画像から、
３次元画像を構築するようなモードの開発も進められて
いる。
ラードプラモードで収集した複数フレームの画像から、
３次元画像を構築するようなモードの開発も進められて
いる。
【０００４】しかし、ＴＤＩやＣＫでは、心筋断面をシ
ネ表示するもので、その動きの方向や移動距離等の把握
が困難であるという問題があった。また、３次元画像に
関しては、その構築の処理に多大な時間や手間を要し、
しかもその処理回路が非常に高価であるという問題があ
った。
ネ表示するもので、その動きの方向や移動距離等の把握
が困難であるという問題があった。また、３次元画像に
関しては、その構築の処理に多大な時間や手間を要し、
しかもその処理回路が非常に高価であるという問題があ
った。
【０００５】また近年、超音波診断装置のＢモード断層
像又はカラードプラにおいてフレームレートが高くなっ
てきている。しかし、人間の目の動態視力或いは動態識
別能は、毎秒１０〜１５フレーム程度である。また、Ｔ
Ｖフレームレートは３０フレーム程度であるため、検出
されたフレームを全て表示できていない、或いは人間の
目で識別できにくいという問題がある。
像又はカラードプラにおいてフレームレートが高くなっ
てきている。しかし、人間の目の動態視力或いは動態識
別能は、毎秒１０〜１５フレーム程度である。また、Ｔ
Ｖフレームレートは３０フレーム程度であるため、検出
されたフレームを全て表示できていない、或いは人間の
目で識別できにくいという問題がある。
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】本発明の目的は、組織
の移動をその方向や移動距離等と共に容易に理解できる
形態で表示でき、また対象構造を３次元的に観察可能に
表示でき、しかもこれらを処理に多大な時間や手間を要
することなく、廉価で実現できる超音波診断装置を提供
することにある。本発明の目的は、高フレームレートで
検出されたフレームの情報をできる限り観察者に提示で
きる超音波診断装置を提供することにある。
の移動をその方向や移動距離等と共に容易に理解できる
形態で表示でき、また対象構造を３次元的に観察可能に
表示でき、しかもこれらを処理に多大な時間や手間を要
することなく、廉価で実現できる超音波診断装置を提供
することにある。本発明の目的は、高フレームレートで
検出されたフレームの情報をできる限り観察者に提示で
きる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】本発明による超音波診断
装置は、超音波プローブと、前記超音波プローブを介し
て被検体の内部を走査し、得られた信号に基づいて前記
内部の第１の画像データを生成する手段と、前記第１の
画像データを第２の画像データに変換する手段と、前記
第２の画像データを表示する手段とを具備し、前記変換
手段は、前記第１の画像データとこの第１の画像データ
の１フレーム前の第２の画像データとをピクセル毎に比
較し、前記第１の画像データのピクセル値が所定のしき
い値より大きく、且つ前記１フレーム前の第２の画像デ
ータのピクセル値よりも大きいとき、前記第１の画像デ
ータのピクセル値を出力し、前記第１の画像データのピ
クセル値が所定のしきい値より小さく、または前記１フ
レーム前の第２の画像データのピクセル値よりも小さい
とき、前記１フレーム前の第２の画像データのピクセル
値をレベルダウンして出力する比較手段と、この比較手
段の出力から前記第２の画像データを構成する手段とを
有する。
装置は、超音波プローブと、前記超音波プローブを介し
て被検体の内部を走査し、得られた信号に基づいて前記
内部の第１の画像データを生成する手段と、前記第１の
画像データを第２の画像データに変換する手段と、前記
第２の画像データを表示する手段とを具備し、前記変換
手段は、前記第１の画像データとこの第１の画像データ
の１フレーム前の第２の画像データとをピクセル毎に比
較し、前記第１の画像データのピクセル値が所定のしき
い値より大きく、且つ前記１フレーム前の第２の画像デ
ータのピクセル値よりも大きいとき、前記第１の画像デ
ータのピクセル値を出力し、前記第１の画像データのピ
クセル値が所定のしきい値より小さく、または前記１フ
レーム前の第２の画像データのピクセル値よりも小さい
とき、前記１フレーム前の第２の画像データのピクセル
値をレベルダウンして出力する比較手段と、この比較手
段の出力から前記第２の画像データを構成する手段とを
有する。
【０００８】また、本発明による超音波診断装置は、超
音波プローブと、前記超音波プローブを介して被検体の
内部を走査し、得られた信号に基づいて前記内部の第１
の画像データを生成する手段と、前記第１の画像データ
を第２の画像データに変換する手段と、前記第２の画像
データを表示する手段とを具備し、前記変換手段は、前
記第１の画像データのピクセル値が所定のしきい値より
大きいとき、前記第１の画像データのピクセル値を出力
し、前記第１の画像データのピクセル値が所定のしきい
値より小さいとき、前記１フレーム前の第２の画像デー
タのピクセル値をレベルダウンして出力する比較手段
と、この比較手段の出力から前記第２の画像データを構
成する手段とを有する。 （作用）現フレームの第１の画像データのピクセル値
が、１フレーム前の第２の画像データのピクセル値より
も大きいとき、現フレームの第２の画像データの当該ピ
クセルの値には第１の画像データのピクセル値が採用さ
れる。一方、現フレームの第１の画像データのピクセル
値が、１フレーム前の第２の画像データのピクセル値よ
りも小さいとき、現フレームの第２の画像データの当該
ピクセルの値には１フレーム前の第２の画像データのピ
クセル値がレベルダウンされて採用される。
音波プローブと、前記超音波プローブを介して被検体の
内部を走査し、得られた信号に基づいて前記内部の第１
の画像データを生成する手段と、前記第１の画像データ
を第２の画像データに変換する手段と、前記第２の画像
データを表示する手段とを具備し、前記変換手段は、前
記第１の画像データのピクセル値が所定のしきい値より
大きいとき、前記第１の画像データのピクセル値を出力
し、前記第１の画像データのピクセル値が所定のしきい
値より小さいとき、前記１フレーム前の第２の画像デー
タのピクセル値をレベルダウンして出力する比較手段
と、この比較手段の出力から前記第２の画像データを構
成する手段とを有する。 （作用）現フレームの第１の画像データのピクセル値
が、１フレーム前の第２の画像データのピクセル値より
も大きいとき、現フレームの第２の画像データの当該ピ
クセルの値には第１の画像データのピクセル値が採用さ
れる。一方、現フレームの第１の画像データのピクセル
値が、１フレーム前の第２の画像データのピクセル値よ
りも小さいとき、現フレームの第２の画像データの当該
ピクセルの値には１フレーム前の第２の画像データのピ
クセル値がレベルダウンされて採用される。
【０００９】つまり、エコー強度が高くなった部分は現
フレームの第１の画像データのピクセル値を使って高輝
度で表示し、一方、エコー強度が低くなった部分は、１
フレーム前の第２の画像データのピクセル値をレベルダ
ウンして低輝度で表示する。
フレームの第１の画像データのピクセル値を使って高輝
度で表示し、一方、エコー強度が低くなった部分は、１
フレーム前の第２の画像データのピクセル値をレベルダ
ウンして低輝度で表示する。
【００１０】このような処理により、対象の相違により
２種類の形態で第２の画像を表示できる。まず、対象表
面の反射が周囲に対して若干高い程度である例えば心臓
を検査するような場合、心筋の今の位置が高輝度で、ま
た前の位置が低輝度で表示されるので、移動の軌跡が観
察できるようになり、この軌跡から心筋の移動をその方
向や移動距離等と共に容易に理解できるようになる。
２種類の形態で第２の画像を表示できる。まず、対象表
面の反射が周囲に対して若干高い程度である例えば心臓
を検査するような場合、心筋の今の位置が高輝度で、ま
た前の位置が低輝度で表示されるので、移動の軌跡が観
察できるようになり、この軌跡から心筋の移動をその方
向や移動距離等と共に容易に理解できるようになる。
【００１１】一方、対象表面の反射が周囲に対して非常
に強いような場合、第１の画像としてはその対象の表面
輪郭をトレースしたような画像になるが、走査面と対象
との位置関係を変化させながら得たこのような画像から
第２の画像を生成すると、以前の数フレーム分の表面画
像が、現フレームの上の表面から尾引きした状態で第２
の画像に残留することになる。これにより、第２の画像
としては、対象の表面画像に近似する３次元的な画像と
して提供される。しかもこれを処理に多大な時間や手間
を要することなく、廉価で提供できる。
に強いような場合、第１の画像としてはその対象の表面
輪郭をトレースしたような画像になるが、走査面と対象
との位置関係を変化させながら得たこのような画像から
第２の画像を生成すると、以前の数フレーム分の表面画
像が、現フレームの上の表面から尾引きした状態で第２
の画像に残留することになる。これにより、第２の画像
としては、対象の表面画像に近似する３次元的な画像と
して提供される。しかもこれを処理に多大な時間や手間
を要することなく、廉価で提供できる。
【００１２】
【発明の実施の形態】以下、図面を参照して、本発明に
よる超音波診断装置を好ましい実施形態により説明す
る。図１に本実施形態に係る超音波診断装置の構成を示
す。超音波プローブ１は、複数の微小圧電素子が先端に
配列されているアレイ型プローブであり、セクタスキャ
ン用、リニアスキャン用、他のスキャン用のいずれのタ
イプであってもよい。
よる超音波診断装置を好ましい実施形態により説明す
る。図１に本実施形態に係る超音波診断装置の構成を示
す。超音波プローブ１は、複数の微小圧電素子が先端に
配列されているアレイ型プローブであり、セクタスキャ
ン用、リニアスキャン用、他のスキャン用のいずれのタ
イプであってもよい。
【００１３】超音波送受信回路２は、図示しないが、送
信系と、受信系と、画像プロセッサとから構成されてい
る。さらに送信系は、クロック発生器、レートパルス発
生器、送信遅延回路、パルサを有する。クロック発生器
はクロックパルスを発生する。レートパルス発生器は、
クロックパルスを分周し、例えば５ＫＨｚのレートパル
スを発生する。このレートパルスはチャンネル数分に分
配され、送信遅延回路に送られる。送信遅延回路は、チ
ャンネル毎に個々に設けられる。送信遅延回路は、超音
波をビーム状に集束し、且つ超音波ビームを予定の方向
に振るために必要な遅延時間をチャンネル毎に与える。
パルサは、チャンネル毎に個々に設けられる。パルサ
は、同じチャンネルに対応する送信遅延回路からレート
パルスをトリガ信号として入力し、高周波の電圧パルス
を対応するチャンネルの圧電素子に出力する。電圧パル
スが供給された圧電素子は、超音波パルスを発生する。
各圧電素子から発生された超音波は、遅延時間の差異に
対応する向きに超音波ビームとして集束する。
信系と、受信系と、画像プロセッサとから構成されてい
る。さらに送信系は、クロック発生器、レートパルス発
生器、送信遅延回路、パルサを有する。クロック発生器
はクロックパルスを発生する。レートパルス発生器は、
クロックパルスを分周し、例えば５ＫＨｚのレートパル
スを発生する。このレートパルスはチャンネル数分に分
配され、送信遅延回路に送られる。送信遅延回路は、チ
ャンネル毎に個々に設けられる。送信遅延回路は、超音
波をビーム状に集束し、且つ超音波ビームを予定の方向
に振るために必要な遅延時間をチャンネル毎に与える。
パルサは、チャンネル毎に個々に設けられる。パルサ
は、同じチャンネルに対応する送信遅延回路からレート
パルスをトリガ信号として入力し、高周波の電圧パルス
を対応するチャンネルの圧電素子に出力する。電圧パル
スが供給された圧電素子は、超音波パルスを発生する。
各圧電素子から発生された超音波は、遅延時間の差異に
対応する向きに超音波ビームとして集束する。
【００１４】超音波は、被検体内の音響インピーダンス
の境界で反射する。反射波は超音波プローブ１で電気信
号に変換される。超音波プローブ１で変換された電気信
号は、受信系に取り込まれる。受信系は、プリアンプ、
受信遅延回路、加算器を含む。超音波プローブ１で変換
された電気信号は、プリアンプを介して受信遅延回路に
送り込まれる。受信遅延回路では受信波を集束し、且つ
予定の方向からの反射波成分を強調するために必要な遅
延時間がチャンネル毎に与えられる。遅延時間が与えら
れた電気信号は加算器で加算される。これによりエコー
信号が生成される。
の境界で反射する。反射波は超音波プローブ１で電気信
号に変換される。超音波プローブ１で変換された電気信
号は、受信系に取り込まれる。受信系は、プリアンプ、
受信遅延回路、加算器を含む。超音波プローブ１で変換
された電気信号は、プリアンプを介して受信遅延回路に
送り込まれる。受信遅延回路では受信波を集束し、且つ
予定の方向からの反射波成分を強調するために必要な遅
延時間がチャンネル毎に与えられる。遅延時間が与えら
れた電気信号は加算器で加算される。これによりエコー
信号が生成される。
【００１５】この受信系で生成されたエコー信号は、画
像プロセッサに取り込まれる。画像プロセッサは、この
エコー信号に基づいて、Ｂモード又はカラーフローマッ
ピングモードの画像データ（第１の画像データ）を生成
する。
像プロセッサに取り込まれる。画像プロセッサは、この
エコー信号に基づいて、Ｂモード又はカラーフローマッ
ピングモードの画像データ（第１の画像データ）を生成
する。
【００１６】この第１の画像データは、ディジタルスキ
ャンコンバータ（ＤＳＣ）３に送られ、ここで第２の画
像データに変換され、さらにこの第２の画像データはビ
デオスキャン方式に並び替えられて、ディスプレイ４に
濃淡画像として表示される。
ャンコンバータ（ＤＳＣ）３に送られ、ここで第２の画
像データに変換され、さらにこの第２の画像データはビ
デオスキャン方式に並び替えられて、ディスプレイ４に
濃淡画像として表示される。
【００１７】なお、ディスプレイ４には、図示しない
が、カラープロセッサを装備しており、このカラープロ
セッサでカラーバーにより第２の画像データをそのピク
セル値に応じた色相、彩度データに変換して、第２の画
像データをカラーで表示するように切り替え可能として
もよい。
が、カラープロセッサを装備しており、このカラープロ
セッサでカラーバーにより第２の画像データをそのピク
セル値に応じた色相、彩度データに変換して、第２の画
像データをカラーで表示するように切り替え可能として
もよい。
【００１８】また、第２の画像データを単独で表示する
だけでなく、ディジタルスキャンコンバータ３におい
て、現フレームの第１の画像データを、やはり現フレー
ムの第２の画像データにフレーム合成する機能に切り替
え可能としてもよい。
だけでなく、ディジタルスキャンコンバータ３におい
て、現フレームの第１の画像データを、やはり現フレー
ムの第２の画像データにフレーム合成する機能に切り替
え可能としてもよい。
【００１９】図２は図１のディジタルスキャンコンバー
タ３の構成を示している。ディジタルスキャンコンバー
タ３は、比較処理回路５とフレームメモリ６と、フレー
ムメモリ６への書き込み及び読み出しを制御するＤＳＣ
コントローラ７とから構成されている。
タ３の構成を示している。ディジタルスキャンコンバー
タ３は、比較処理回路５とフレームメモリ６と、フレー
ムメモリ６への書き込み及び読み出しを制御するＤＳＣ
コントローラ７とから構成されている。
【００２０】比較処理回路５は、例えばＲＯＭで構成さ
れ、これには現在のフレームの第１の画像データ（Ｉ(X
i,Yj,n) ）と、フレームメモリ６から読み出される１フ
レーム前に生成された第２の画像データ（Ｉ’(Xi,Yj,n
-1) ）とが、入力アドレスとしてＤＳＣコントローラ７
の制御により同期して供給される。
れ、これには現在のフレームの第１の画像データ（Ｉ(X
i,Yj,n) ）と、フレームメモリ６から読み出される１フ
レーム前に生成された第２の画像データ（Ｉ’(Xi,Yj,n
-1) ）とが、入力アドレスとしてＤＳＣコントローラ７
の制御により同期して供給される。
【００２１】なお、データ属性の“Xi,Yj ”は、フレー
ム内の座標（ピクセルの位置）を表しており、“ｎ”は
現在のフレーム番号を表しているものとし、“ｎ−１”
は現在のフレームより１つ前のフレーム番号を表してい
るものとする。
ム内の座標（ピクセルの位置）を表しており、“ｎ”は
現在のフレーム番号を表しているものとし、“ｎ−１”
は現在のフレームより１つ前のフレーム番号を表してい
るものとする。
【００２２】比較処理回路５は、現在のフレームの第１
の画像データ（Ｉ(Xi,Yj,n) ）と、その１フレーム前に
生成された第２の画像データ（Ｉ’(Xi,Yj,n-1) ）とを
ピクセル毎に比較し、その比較結果に従って次のような
条件でデータを出力する。 （１）現フレームの第１の画像データのピクセル値が、
ゼロを含む所定のしきい値より大きく、且つ１フレーム
前の第２の画像データのピクセル値よりも大きいとき、
現フレームの第１の画像データのピクセル値をそのま
ま、又は第１の画像データのピクセル値を、ディスプレ
イ４で表示可能な最大輝度又はレベルアップ、つまり１
以上の乗数を乗算して、あるいは所定値を加算して出力
する。 （２）現フレームの第１の画像データのピクセル値が、
ゼロを含む所定のしきい値より小さく、または１フレー
ム前の第２の画像データのピクセル値よりも小さいと
き、１フレーム前の第２の画像データのピクセル値をレ
ベルダウンして、つまり該ピクセル値に所定の乗数（ゼ
ロ〜１）を乗算し、又は所定値を減算して値を低下して
から出力する。
の画像データ（Ｉ(Xi,Yj,n) ）と、その１フレーム前に
生成された第２の画像データ（Ｉ’(Xi,Yj,n-1) ）とを
ピクセル毎に比較し、その比較結果に従って次のような
条件でデータを出力する。 （１）現フレームの第１の画像データのピクセル値が、
ゼロを含む所定のしきい値より大きく、且つ１フレーム
前の第２の画像データのピクセル値よりも大きいとき、
現フレームの第１の画像データのピクセル値をそのま
ま、又は第１の画像データのピクセル値を、ディスプレ
イ４で表示可能な最大輝度又はレベルアップ、つまり１
以上の乗数を乗算して、あるいは所定値を加算して出力
する。 （２）現フレームの第１の画像データのピクセル値が、
ゼロを含む所定のしきい値より小さく、または１フレー
ム前の第２の画像データのピクセル値よりも小さいと
き、１フレーム前の第２の画像データのピクセル値をレ
ベルダウンして、つまり該ピクセル値に所定の乗数（ゼ
ロ〜１）を乗算し、又は所定値を減算して値を低下して
から出力する。
【００２３】このような条件により第２の画像データが
生成されるのであるが、この画像がどのような画像とし
て提供されるのかを以下に説明する。上述したように現
フレームの第１の画像データのピクセル値が、１フレー
ム前の第２の画像データのピクセル値よりも大きいと
き、現フレームの第２の画像データの当該ピクセルの値
には第１の画像データのピクセル値が採用される。一
方、現フレームの第１の画像データのピクセル値が、１
フレーム前の第２の画像データのピクセル値よりも小さ
いとき、現フレームの第２の画像データの当該ピクセル
の値には１フレーム前の第２の画像データのピクセル値
がレベルダウンされて採用される。
生成されるのであるが、この画像がどのような画像とし
て提供されるのかを以下に説明する。上述したように現
フレームの第１の画像データのピクセル値が、１フレー
ム前の第２の画像データのピクセル値よりも大きいと
き、現フレームの第２の画像データの当該ピクセルの値
には第１の画像データのピクセル値が採用される。一
方、現フレームの第１の画像データのピクセル値が、１
フレーム前の第２の画像データのピクセル値よりも小さ
いとき、現フレームの第２の画像データの当該ピクセル
の値には１フレーム前の第２の画像データのピクセル値
がレベルダウンされて採用される。
【００２４】つまり、エコー強度が高くなった部分は、
現フレームの第１の画像データのピクセル値を使って高
輝度で表示し、一方、エコー強度が低くなった部分は、
１フレーム前の第２の画像データのピクセル値をレベル
ダウンして低輝度で表示する。
現フレームの第１の画像データのピクセル値を使って高
輝度で表示し、一方、エコー強度が低くなった部分は、
１フレーム前の第２の画像データのピクセル値をレベル
ダウンして低輝度で表示する。
【００２５】このような処理により、対象の相違により
２種類の形態で第２の画像を表示できる。まず、対象表
面の反射が周囲に対して若干高い程度である例えば心臓
を検査するような場合、心筋が今の位置で高輝度で、ま
た前の位置で低輝度で、さらにそれより前の位置でさら
に低輝度で表示されるので、数フレーム前までに遡って
心筋の移動の軌跡が観察できるようになり、この軌跡か
ら心筋の移動をその方向や移動距離等と共に容易に理解
できるようになる。
２種類の形態で第２の画像を表示できる。まず、対象表
面の反射が周囲に対して若干高い程度である例えば心臓
を検査するような場合、心筋が今の位置で高輝度で、ま
た前の位置で低輝度で、さらにそれより前の位置でさら
に低輝度で表示されるので、数フレーム前までに遡って
心筋の移動の軌跡が観察できるようになり、この軌跡か
ら心筋の移動をその方向や移動距離等と共に容易に理解
できるようになる。
【００２６】この軌跡の長さ、つまり何フレーム前まで
の画像を残留させておくかについては、第２の画像デー
タのレベルダウンの程度、すなわちそれに乗算する乗数
やそれから減算する減数に依存して決まる。この軌跡の
長さをオペレータが自由に変えられるように、この乗数
や減数を調整するための図示しないコンソールスイッチ
がＤＳＣコントローラ７に接続されている。ＤＳＣコン
トローラ７は、調整された乗数や減数に切り替えるよう
に比較処理回路５を制御する。
の画像を残留させておくかについては、第２の画像デー
タのレベルダウンの程度、すなわちそれに乗算する乗数
やそれから減算する減数に依存して決まる。この軌跡の
長さをオペレータが自由に変えられるように、この乗数
や減数を調整するための図示しないコンソールスイッチ
がＤＳＣコントローラ７に接続されている。ＤＳＣコン
トローラ７は、調整された乗数や減数に切り替えるよう
に比較処理回路５を制御する。
【００２７】また、現フレームの画像の強調程度は、条
件（１）を満たして出力される第１の画像データのピク
セル値に乗算される乗数に依存して決まる。この乗数を
オペレータが自由に変えるための図示しないコンソール
スイッチがＤＳＣコントローラ７に接続されている。Ｄ
ＳＣコントローラ７は、調整された乗数に切り替えるよ
うに比較処理回路５を制御する。
件（１）を満たして出力される第１の画像データのピク
セル値に乗算される乗数に依存して決まる。この乗数を
オペレータが自由に変えるための図示しないコンソール
スイッチがＤＳＣコントローラ７に接続されている。Ｄ
ＳＣコントローラ７は、調整された乗数に切り替えるよ
うに比較処理回路５を制御する。
【００２８】一方、対象表面の反射が周囲に対して非常
に強いような場合、第１の画像としてはその対象の表面
輪郭をトレースしたような画像になる。このような場
合、走査面と対象との位置関係を変化させながら、例え
ば走査面が固定し、対象が移動しているようなとき、又
は対象が固定し、走査面をその垂直方向に振っているよ
うなとき、もしくはその両方が動いているようなとき、
このような輪郭の画像から第２の画像データを生成する
と、現在のフレームからそれ以前数フレーム分までの表
面画像が、現フレームの表面像から尾引きしたような状
態で残留することになる。
に強いような場合、第１の画像としてはその対象の表面
輪郭をトレースしたような画像になる。このような場
合、走査面と対象との位置関係を変化させながら、例え
ば走査面が固定し、対象が移動しているようなとき、又
は対象が固定し、走査面をその垂直方向に振っているよ
うなとき、もしくはその両方が動いているようなとき、
このような輪郭の画像から第２の画像データを生成する
と、現在のフレームからそれ以前数フレーム分までの表
面画像が、現フレームの表面像から尾引きしたような状
態で残留することになる。
【００２９】図３に玩具のワニを操作者が手で水中に固
定して支持し、それを走査面を振って繰り返し走査する
という状況で得られた時相の異なる３枚の第２の画像を
示している。ここでは同図（ａ）から同図（ｃ）にかけ
て時間が経過している。この図３を参照して分かるとお
り、以前の数フレーム分の画像の残留によって、多大な
処理を要して構築される表面画像に近似する３次元的な
画像が提供されている。
定して支持し、それを走査面を振って繰り返し走査する
という状況で得られた時相の異なる３枚の第２の画像を
示している。ここでは同図（ａ）から同図（ｃ）にかけ
て時間が経過している。この図３を参照して分かるとお
り、以前の数フレーム分の画像の残留によって、多大な
処理を要して構築される表面画像に近似する３次元的な
画像が提供されている。
【００３０】このように本実施形態によると、上述した
ような簡単な条件から、移動の軌跡が観察できるように
なり、この軌跡から心筋の移動をその方向や移動距離等
と共に容易に理解できるような画像や、対象の表面画像
に近似する３次元的な画像を、処理に多大な時間や手間
を要することなく、廉価で提供できる。また、高いフレ
ームレートで検出された多くのフレームの情報を残像と
して残すことで、人間の目の識別能やＴＶフレームレー
トの制約を補うことが可能となる。本発明は、上述して
きたような実施形態に限定されることなく、種々変形し
て実施可能であることは言うまでもない。
ような簡単な条件から、移動の軌跡が観察できるように
なり、この軌跡から心筋の移動をその方向や移動距離等
と共に容易に理解できるような画像や、対象の表面画像
に近似する３次元的な画像を、処理に多大な時間や手間
を要することなく、廉価で提供できる。また、高いフレ
ームレートで検出された多くのフレームの情報を残像と
して残すことで、人間の目の識別能やＴＶフレームレー
トの制約を補うことが可能となる。本発明は、上述して
きたような実施形態に限定されることなく、種々変形し
て実施可能であることは言うまでもない。
【００３１】
【発明の効果】現フレームの第１の画像データのピクセ
ル値が、１フレーム前の第２の画像データのピクセル値
よりも大きいとき、現フレームの第２の画像データの当
該ピクセルの値には第１の画像データのピクセル値が採
用される。一方、現フレームの第１の画像データのピク
セル値が、１フレーム前の第２の画像データのピクセル
値よりも小さいとき、現フレームの第２の画像データの
当該ピクセルの値には１フレーム前の第２の画像データ
のピクセル値がレベルダウンされて採用される。
ル値が、１フレーム前の第２の画像データのピクセル値
よりも大きいとき、現フレームの第２の画像データの当
該ピクセルの値には第１の画像データのピクセル値が採
用される。一方、現フレームの第１の画像データのピク
セル値が、１フレーム前の第２の画像データのピクセル
値よりも小さいとき、現フレームの第２の画像データの
当該ピクセルの値には１フレーム前の第２の画像データ
のピクセル値がレベルダウンされて採用される。
【００３２】つまり、エコー強度が高くなった部分は現
フレームの第１の画像データのピクセル値を使って高輝
度で表示し、一方、エコー強度が低くなった部分は、１
フレーム前の第２の画像データのピクセル値をレベルダ
ウンして低輝度で表示する。
フレームの第１の画像データのピクセル値を使って高輝
度で表示し、一方、エコー強度が低くなった部分は、１
フレーム前の第２の画像データのピクセル値をレベルダ
ウンして低輝度で表示する。
【００３３】このような処理により、対象の相違により
２種類の形態で第２の画像を表示できる。まず、対象表
面の反射が周囲に対して若干高い程度である例えば心臓
を検査するような場合、心筋の今の位置が高輝度で、ま
た前の位置が低輝度で表示されるので、移動の軌跡が観
察できるようになり、この軌跡から心筋の移動をその方
向や移動距離等と共に容易に理解できるようになる。
２種類の形態で第２の画像を表示できる。まず、対象表
面の反射が周囲に対して若干高い程度である例えば心臓
を検査するような場合、心筋の今の位置が高輝度で、ま
た前の位置が低輝度で表示されるので、移動の軌跡が観
察できるようになり、この軌跡から心筋の移動をその方
向や移動距離等と共に容易に理解できるようになる。
【００３４】一方、対象表面の反射が周囲に対して非常
に強いような場合、第１の画像としてはその対象の表面
輪郭をトレースしたような画像になるが、走査面と対象
との位置関係を変化させながら得たこのような画像から
第２の画像を生成すると、以前の数フレーム分の表面画
像が、現フレームの上の表面から尾引きした状態で第２
の画像に残留することになる。これにより、第２の画像
としては、対象の表面画像に近似する３次元的な画像と
して提供される。しかもこれを処理に多大な時間や手間
を要することなく、廉価で提供できる。また、高いフレ
ームレートで検出された多くのフレームの情報を残像と
して残すことで、人間の目の識別能やＴＶフレームレー
トの制約を補うことが可能となる。
に強いような場合、第１の画像としてはその対象の表面
輪郭をトレースしたような画像になるが、走査面と対象
との位置関係を変化させながら得たこのような画像から
第２の画像を生成すると、以前の数フレーム分の表面画
像が、現フレームの上の表面から尾引きした状態で第２
の画像に残留することになる。これにより、第２の画像
としては、対象の表面画像に近似する３次元的な画像と
して提供される。しかもこれを処理に多大な時間や手間
を要することなく、廉価で提供できる。また、高いフレ
ームレートで検出された多くのフレームの情報を残像と
して残すことで、人間の目の識別能やＴＶフレームレー
トの制約を補うことが可能となる。
【図１】本発明の一実施形態に係る超音波診断装置の構
成を示す図。
成を示す図。
【図２】図１のデジタルスキャンコンバータの構成を示
す図。
す図。
【図３】図１のディスプレイ上に表示した中間調画像の
写真。
写真。
１…超音波プローブ、 ２…超音波送受信回路、 ３…ディジタルスキャンコンバータ、 ４…ディスプレイ、 ５…比較処理回路、 ６…フレームメモリ、 ７…ＤＳＣコントローラ。
Claims (9)
- 【請求項１】 超音波プローブと、 前記超音波プローブを介して被検体の内部を走査し、得
られた信号に基づいて前記内部の第１の画像データを生
成する手段と、 前記第１の画像データを第２の画像データに変換する手
段と、 前記第２の画像データを表示する手段とを具備し、 前記変換手段は、前記第１の画像データとこの第１の画
像データの１フレーム前の第２の画像データとをピクセ
ル毎に比較し、前記第１の画像データのピクセル値が所
定のしきい値より大きく、且つ前記１フレーム前の第２
の画像データのピクセル値よりも大きいとき、前記第１
の画像データのピクセル値を出力し、前記第１の画像デ
ータのピクセル値が所定のしきい値より小さく、または
前記１フレーム前の第２の画像データのピクセル値より
も小さいとき、前記１フレーム前の第２の画像データの
ピクセル値をレベルダウンして出力する比較手段と、こ
の比較手段の出力から前記第２の画像データを構成する
手段とを有することを特徴とする超音波診断装置。 - 【請求項２】 超音波プローブと、 前記超音波プローブを介して被検体の内部を走査し、得
られた信号に基づいて前記内部の第１の画像データを生
成する手段と、 前記第１の画像データを第２の画像データに変換する手
段と、 前記第２の画像データを表示する手段とを具備し、 前記変換手段は、前記第１の画像データのピクセル値が
所定のしきい値より大きいとき、前記第１の画像データ
のピクセル値を出力し、前記第１の画像データのピクセ
ル値が所定のしきい値より小さいとき、前記１フレーム
前の第２の画像データのピクセル値をレベルダウンして
出力する比較手段と、この比較手段の出力から前記第２
の画像データを構成する手段とを有することを特徴とす
る超音波診断装置。 - 【請求項３】 前記比較手段は、前記第１の画像データ
のピクセル値を最大輝度で又はレベルアップして出力す
る手段を有することを特徴とする請求項１又は請求項２
記載の超音波診断装置。 - 【請求項４】 前記第１の画像データのピクセル値のレ
ベルアップの程度を調整するための手段をさらに備える
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】 前記レベルアップ手段は、前記第１の画
像データのピクセル値に１以上の乗数を乗算し、又は所
定値を加算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６】 前記第２の画像データを前記第１の画像
データに合成する手段をさらに備えることを特徴とする
請求項１又は請求項２記載の超音波診断装置。 - 【請求項７】 前記表示手段は、前記第２の画像データ
をカラー画像データに変換する手段を有することを特徴
とする請求項１又は請求項２記載の超音波診断装置。 - 【請求項８】 前記１フレーム前の第２の画像データの
ピクセル値のレベルダウンの程度を調整するための手段
をさらに備えることを特徴とする請求項１又は請求項２
記載の超音波診断装置。 - 【請求項９】 前記比較手段は、前記１フレーム前の第
２の画像データのピクセル値に、ゼロ〜１の乗数を乗算
し、又は所定値を減算することを特徴とする請求項１又
は請求項２記載の超音波診断装置。
Priority Applications (4)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP05473797A JP3825524B2 (ja) | 1997-03-10 | 1997-03-10 | 超音波診断装置 |
| KR1019980005244A KR100248359B1 (ko) | 1997-03-10 | 1998-02-20 | 초음파 진단 장치 |
| CNB98106079XA CN1267058C (zh) | 1997-03-10 | 1998-03-09 | 超声诊断设备 |
| US09/037,542 US5971924A (en) | 1997-03-10 | 1998-03-10 | Ultrasonic diagnostics apparatus |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP05473797A JP3825524B2 (ja) | 1997-03-10 | 1997-03-10 | 超音波診断装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH10248840A true JPH10248840A (ja) | 1998-09-22 |
| JP3825524B2 JP3825524B2 (ja) | 2006-09-27 |
Family
ID=12979110
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP05473797A Expired - Lifetime JP3825524B2 (ja) | 1997-03-10 | 1997-03-10 | 超音波診断装置 |
Country Status (4)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5971924A (ja) |
| JP (1) | JP3825524B2 (ja) |
| KR (1) | KR100248359B1 (ja) |
| CN (1) | CN1267058C (ja) |
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|---|---|---|---|---|
| US6491636B2 (en) * | 2000-12-07 | 2002-12-10 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Automated border detection in ultrasonic diagnostic images |
| JP4712980B2 (ja) * | 2001-01-18 | 2011-06-29 | 株式会社日立メディコ | 超音波装置 |
| US7347821B2 (en) * | 2003-06-26 | 2008-03-25 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Adaptive processing of contrast enhanced ultrasonic diagnostic images |
| EP2201518A4 (en) * | 2007-09-21 | 2011-12-21 | Aperio Technologies Inc | IMPROVED IMAGE QUALITY FOR DIGITAL DIAGNOSTIC RESOLUTION DIGITAL PICTURE PICTURES |
| JP5404141B2 (ja) * | 2008-06-13 | 2014-01-29 | キヤノン株式会社 | 超音波装置及びその制御方法 |
| WO2010135653A1 (en) * | 2009-05-22 | 2010-11-25 | Imacor Inc. | Tee-assisted cardiac resynchronization therapy with mechanical activation mapping |
| CN108464845A (zh) * | 2018-01-22 | 2018-08-31 | 苏州佳世达电通有限公司 | 一种超声波探头的异常侦测方法和超声波诊断*** |
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| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
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| US5215094A (en) * | 1990-11-14 | 1993-06-01 | Advanced Technology Laboratories, Inc. | Ultrasonic flow velocity imaging systems with velocity image presistence |
| US5503153A (en) * | 1995-06-30 | 1996-04-02 | Siemens Medical Systems, Inc. | Noise suppression method utilizing motion compensation for ultrasound images |
| US5718229A (en) * | 1996-05-30 | 1998-02-17 | Advanced Technology Laboratories, Inc. | Medical ultrasonic power motion imaging |
-
1997
- 1997-03-10 JP JP05473797A patent/JP3825524B2/ja not_active Expired - Lifetime
-
1998
- 1998-02-20 KR KR1019980005244A patent/KR100248359B1/ko not_active IP Right Cessation
- 1998-03-09 CN CNB98106079XA patent/CN1267058C/zh not_active Expired - Fee Related
- 1998-03-10 US US09/037,542 patent/US5971924A/en not_active Expired - Lifetime
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP3825524B2 (ja) | 2006-09-27 |
| CN1192883A (zh) | 1998-09-16 |
| US5971924A (en) | 1999-10-26 |
| CN1267058C (zh) | 2006-08-02 |
| KR19980079747A (ko) | 1998-11-25 |
| KR100248359B1 (ko) | 2000-03-15 |
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