JP2823252B2 - 超音波診断装置 - Google Patents
超音波診断装置Info
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- JP2823252B2 JP2823252B2 JP1176092A JP17609289A JP2823252B2 JP 2823252 B2 JP2823252 B2 JP 2823252B2 JP 1176092 A JP1176092 A JP 1176092A JP 17609289 A JP17609289 A JP 17609289A JP 2823252 B2 JP2823252 B2 JP 2823252B2
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Description
【発明の詳細な説明】 ［発明の目的］ （産業上の利用分野） 本発明は、医用超音波診断装置、特に超音波エコーの
ドプラ情報から被検体内の血流情報を求め、これを２次
元表示する超音波診断装置に関する。
ドプラ情報から被検体内の血流情報を求め、これを２次
元表示する超音波診断装置に関する。
（従来の技術） 超音波診断法では、Ｂモード像を代表例とする解剖学
的情報、Ｍモード像を代表例とする生体内の器官の運動
情報、血流イメージングを代表例とするドプラ効果を利
用した生体内の移動物体の移動に伴う機能情報等を用い
て診断に供するようにしている。また超音波の生体内に
対する走査方法の代表的なものには、電子走査と機械走
査とがある。ここで電子走査法について説明する。
的情報、Ｍモード像を代表例とする生体内の器官の運動
情報、血流イメージングを代表例とするドプラ効果を利
用した生体内の移動物体の移動に伴う機能情報等を用い
て診断に供するようにしている。また超音波の生体内に
対する走査方法の代表的なものには、電子走査と機械走
査とがある。ここで電子走査法について説明する。
複数の超音波振動子を併設してなるアレイ型超音波探
触子（プローブ）を用い、リニア電子走査であれば、超
音波振動子の複数個を１単位とし、この１単位の超音波
振動子について励振を行ない超音波ビームを送波を行な
う。例えば順次１振動子分づつピィッチをずらしながら
１単位の素子の位置が順々に変わるようにして励振して
ゆくことにより、超音波ビームの送波点位置を電子的に
ずらしてゆく。そして超音波ビームがビームとして集束
するように、励振された超音波振動子は、ビームの中心
部に位置するものと側方に位置するものとでその励振の
タイミングをずらし、これによって生ずる超音波振動子
の各発生音波の位相差を利用し反射される超音波を集束
（電子フォーカス）させる。そして励振したのと同じ振
動子により反射超音波を受波して電気信号に変換して、
各送受波によるエコー情報を例えば断層像として形成
し、TVモニタ等に画像表示する。
触子（プローブ）を用い、リニア電子走査であれば、超
音波振動子の複数個を１単位とし、この１単位の超音波
振動子について励振を行ない超音波ビームを送波を行な
う。例えば順次１振動子分づつピィッチをずらしながら
１単位の素子の位置が順々に変わるようにして励振して
ゆくことにより、超音波ビームの送波点位置を電子的に
ずらしてゆく。そして超音波ビームがビームとして集束
するように、励振された超音波振動子は、ビームの中心
部に位置するものと側方に位置するものとでその励振の
タイミングをずらし、これによって生ずる超音波振動子
の各発生音波の位相差を利用し反射される超音波を集束
（電子フォーカス）させる。そして励振したのと同じ振
動子により反射超音波を受波して電気信号に変換して、
各送受波によるエコー情報を例えば断層像として形成
し、TVモニタ等に画像表示する。
またセクタ走査であれば、励振される１単位の超音波
振動子群に対し、超音波ビームの送波方向が超音波ビー
ム１パルス分毎に順次扇形に変わるように各振動子の励
振タイミングを所望の方向に応じて変化させ、後の処理
は基本的には上述したリニア電子走査と同じである。こ
のようなリニア，セクタ電子走査の他に振動子（探触
子）を走査機構に取付け、走査機構を運動させることに
より超音波走査を行なう機械走査もある。
振動子群に対し、超音波ビームの送波方向が超音波ビー
ム１パルス分毎に順次扇形に変わるように各振動子の励
振タイミングを所望の方向に応じて変化させ、後の処理
は基本的には上述したリニア電子走査と同じである。こ
のようなリニア，セクタ電子走査の他に振動子（探触
子）を走査機構に取付け、走査機構を運動させることに
より超音波走査を行なう機械走査もある。
一方、映像法には、超音波送受信に伴う信号を合成し
て断層像化するＢモード以外に、同一方向固定走査によ
るＭモード像が代表的である。このＭモード画像は、超
音波送受信部位の時間的変化を表示したものであり、特
に心臓の動きのある臓器の診断には好適である。
て断層像化するＢモード以外に、同一方向固定走査によ
るＭモード像が代表的である。このＭモード画像は、超
音波送受信部位の時間的変化を表示したものであり、特
に心臓の動きのある臓器の診断には好適である。
また血流イメージングを代表例とする超音波ドプラ法
は、生体内の移動物体の移動に伴う機能情報を得て映像
化する方法であり、これを以下説明する。すなわち、超
音波ドプラ法は、超音波が移動物体により反射されると
反射波の周波数が上記物体の移動速度に比例して偏移す
る超音波ドプラ効果を利用したものである。具体的には
超音波レートパルスを生体に送波し、その反射波エコー
の位相変化によりドプラ効果による周波数偏移を得る
と、そのエコーを得た深さ位置における移動物体の運動
情報を得ることができる。
は、生体内の移動物体の移動に伴う機能情報を得て映像
化する方法であり、これを以下説明する。すなわち、超
音波ドプラ法は、超音波が移動物体により反射されると
反射波の周波数が上記物体の移動速度に比例して偏移す
る超音波ドプラ効果を利用したものである。具体的には
超音波レートパルスを生体に送波し、その反射波エコー
の位相変化によりドプラ効果による周波数偏移を得る
と、そのエコーを得た深さ位置における移動物体の運動
情報を得ることができる。
この超音波ドプラ方法によれば、生体内における位置
での血流の流れの向き、乱れているか整っているかの流
れの状態を知ることができる。
での血流の流れの向き、乱れているか整っているかの流
れの状態を知ることができる。
次にこの超音波ドプラ法を適用した装置について説明
する。第７図は従来の超音波診断装置を示すブロック図
である。第８図は超音波送受信信号を示す図で、（ａ）
は送信信号ｈ（ｔ）を示す図、（ｂ）は受信信号r1
（ｔ）を示す図、（ｃ）は受信信号r2（ｔ）を示す図、
（ｄ）は受信信号r1（ｔ）を位相検波した信号r3（ｔ）
を示す図、（ｅ）は受信信号r2（ｔ）を位相検波した信
号r4（ｔ）を示す図、（ｆ）はあるピクセル深さにおけ
る時間的な動きr5（ｔ）を示す図、（ｇ）は他のピクセ
ル深さにおける時間的動きr6（ｔ）を示す図である。
する。第７図は従来の超音波診断装置を示すブロック図
である。第８図は超音波送受信信号を示す図で、（ａ）
は送信信号ｈ（ｔ）を示す図、（ｂ）は受信信号r1
（ｔ）を示す図、（ｃ）は受信信号r2（ｔ）を示す図、
（ｄ）は受信信号r1（ｔ）を位相検波した信号r3（ｔ）
を示す図、（ｅ）は受信信号r2（ｔ）を位相検波した信
号r4（ｔ）を示す図、（ｆ）はあるピクセル深さにおけ
る時間的な動きr5（ｔ）を示す図、（ｇ）は他のピクセ
ル深さにおける時間的動きr6（ｔ）を示す図である。
まず超音波受信信号r1（ｔ）,r2（ｔ）から血流情報
を得るためには、超音波探触子１および送受信回路２を
駆動してある方向に超音波送信信号ｈ（ｔ）を所定回数
繰り返し送波し、受波された超音波受信信号r1（ｔ）,r
2（ｔ）を直交位相検波回路３により検波して位相検出
波信号r3（ｔ）,r4（ｔ）つまり血球によるドプラ偏移
信号とクラッタ成分とからなる信号を得、これにより各
ピクセル深さにおける時間的な動きを示す信号r5
（ｔ）,r6（ｔ）を得る。この信号をA/D変換回路４にて
ディジタル信号化し、フィルタによりクラッタ成分を除
去し、血流によるドプラ偏移信号はリアルタイムでカラ
ードプラ像を得るために高速の周波数分析回路５により
周波数分析し、ドプラ偏移の平均値，ドプラ偏移の分散
値，ドプラ偏移の平均強度などを得、血流の速度カラー
フローマッピング像をTVモニタ６に表示している。
を得るためには、超音波探触子１および送受信回路２を
駆動してある方向に超音波送信信号ｈ（ｔ）を所定回数
繰り返し送波し、受波された超音波受信信号r1（ｔ）,r
2（ｔ）を直交位相検波回路３により検波して位相検出
波信号r3（ｔ）,r4（ｔ）つまり血球によるドプラ偏移
信号とクラッタ成分とからなる信号を得、これにより各
ピクセル深さにおける時間的な動きを示す信号r5
（ｔ）,r6（ｔ）を得る。この信号をA/D変換回路４にて
ディジタル信号化し、フィルタによりクラッタ成分を除
去し、血流によるドプラ偏移信号はリアルタイムでカラ
ードプラ像を得るために高速の周波数分析回路５により
周波数分析し、ドプラ偏移の平均値，ドプラ偏移の分散
値，ドプラ偏移の平均強度などを得、血流の速度カラー
フローマッピング像をTVモニタ６に表示している。
ところで、血流情報として速度を表示する場合に、血
流が存在しない領域に意味のないノイズが表われること
がある。このため、血流の速度を血流情報として表示す
る場合でも、血流の存在しない領域にノイズが出ないよ
うに、例えば第９図に示すように血流信号の演算部をCF
M（カラーフローマッピング）速度演算部7,ゲート８
（禁止回路），比較回路10aで構成している。血流の存
在しない領域では血流パワー情報Ｐが小さな値になる。
これを利用して血流パワー情報Ｐが比較回路10aに設定
されたしきい値よりも小さい時には、前記CFM速度情報
演算部７からの出力をゲート８から出力しないようにし
ていた。すなわちパワーブランク機能により、血流の存
在しない領域にしきい値以下のノイズが出ないようにし
ていた。
流が存在しない領域に意味のないノイズが表われること
がある。このため、血流の速度を血流情報として表示す
る場合でも、血流の存在しない領域にノイズが出ないよ
うに、例えば第９図に示すように血流信号の演算部をCF
M（カラーフローマッピング）速度演算部7,ゲート８
（禁止回路），比較回路10aで構成している。血流の存
在しない領域では血流パワー情報Ｐが小さな値になる。
これを利用して血流パワー情報Ｐが比較回路10aに設定
されたしきい値よりも小さい時には、前記CFM速度情報
演算部７からの出力をゲート８から出力しないようにし
ていた。すなわちパワーブランク機能により、血流の存
在しない領域にしきい値以下のノイズが出ないようにし
ていた。
（発明が解決しようとする課題） しかしながら、従来の超音波診断装置にあっては、生
体内の血球から散乱された信号を受信した受信信号はか
なり減衰されており、微弱な信号になっている。さらに
受信信号には増幅器の雑音も含まれ、雑音も信号もその
強度は変動しており、期待値の周辺で確率的強度分布に
従うバラツキがある。例えば第10図（ａ）に示すように
同一の超音波ラスタ上の雑音N1と信号S1とは、（ｂ）に
示すようにの周辺との周辺にパワー分布する。雑音
Ｎのパワー分布に重なりがあるため、雑音による画像を
表示しないように前述したパワーブランク機能すなわち
しきい値を設定すると、斜線で示す部分に信号が黒く抜
ける現象（黒抜け）が発生する。このため、画像のS/N
が充分に確保できないという問題があった。
体内の血球から散乱された信号を受信した受信信号はか
なり減衰されており、微弱な信号になっている。さらに
受信信号には増幅器の雑音も含まれ、雑音も信号もその
強度は変動しており、期待値の周辺で確率的強度分布に
従うバラツキがある。例えば第10図（ａ）に示すように
同一の超音波ラスタ上の雑音N1と信号S1とは、（ｂ）に
示すようにの周辺との周辺にパワー分布する。雑音
Ｎのパワー分布に重なりがあるため、雑音による画像を
表示しないように前述したパワーブランク機能すなわち
しきい値を設定すると、斜線で示す部分に信号が黒く抜
ける現象（黒抜け）が発生する。このため、画像のS/N
が充分に確保できないという問題があった。
また得られた画像を空間フィルタにより平滑化して画
像のS/Nを改善すると画像のボケが生じ、不鮮明な画像
になってしまうという問題があった。
像のS/Nを改善すると画像のボケが生じ、不鮮明な画像
になってしまうという問題があった。
そこで本発明の目的は、受信信号が微弱な信号でかつ
増幅器の雑音を含んでいても、血流の存在しない領域に
ノイズを出さずにしかも黒抜けを発生することなく、画
像のS/Nを充分に確保でき、これにより鮮明で良好な超
音波画像を得る超音波診断装置を提供することにある。
増幅器の雑音を含んでいても、血流の存在しない領域に
ノイズを出さずにしかも黒抜けを発生することなく、画
像のS/Nを充分に確保でき、これにより鮮明で良好な超
音波画像を得る超音波診断装置を提供することにある。
［発明の構成］ （課題を解決するための手段） 本発明は上記の課題を解決し目的を達成する為に次の
ような手段を講じた。本発明の第１の超音波診断装置
は、被検体に対して超音波を送受波し、被検体内の断面
を超音波で走査する送受波手段と、前記送受波手段によ
り得られる受波信号からドプラ偏位信号を検出する位相
検波手段と、前記ドプラ偏位信号を周波数分析してドプ
ラ信号情報を算出する演算手段と、空間的に連続する所
定数の複数点に対応する前記ドプラ信号情報を平滑化す
る平滑化手段と、前記平滑化手段による平滑化結果を所
定のしきい値と比較し、これにより前記所定数の複数点
のうちの特定点の血流情報を表示するか否かを判定する
判定手段と、前記判定手段による判定結果に従って前記
特定点の血流情報を表示する表示手段と、を具備する。
ような手段を講じた。本発明の第１の超音波診断装置
は、被検体に対して超音波を送受波し、被検体内の断面
を超音波で走査する送受波手段と、前記送受波手段によ
り得られる受波信号からドプラ偏位信号を検出する位相
検波手段と、前記ドプラ偏位信号を周波数分析してドプ
ラ信号情報を算出する演算手段と、空間的に連続する所
定数の複数点に対応する前記ドプラ信号情報を平滑化す
る平滑化手段と、前記平滑化手段による平滑化結果を所
定のしきい値と比較し、これにより前記所定数の複数点
のうちの特定点の血流情報を表示するか否かを判定する
判定手段と、前記判定手段による判定結果に従って前記
特定点の血流情報を表示する表示手段と、を具備する。
また本発明の第２の超音波診断装置は、被検体に対し
て超音波を送波し、被検体内の断面を超音波で走査する
送受波手段と、前記送受波手段により得られる受波信号
からドプラ偏位信号を検出する位相検波手段と、前記ド
プラ偏位信号を周波数分析してドプラ信号情報を算出す
る演算手段と、空間的に連続する所定数の複数点に対応
する前記ドプラ信号情報の各々を第１のしきい値と比較
する比較手段と、前記所定数の複数点のうち前記比較手
段において第１のしきい値を超えた点の数を求める加算
手段と、前記第１のしきい値を超えた点の数を第２のし
きい値と比較し、これにより前記所定数の複数点のうち
の特定点の血流情報を表示するか否かを判定する判定手
段と、前記判定手段による判定結果に従って前記特定点
の血流情報を表示する表示手段と、を具備する。
て超音波を送波し、被検体内の断面を超音波で走査する
送受波手段と、前記送受波手段により得られる受波信号
からドプラ偏位信号を検出する位相検波手段と、前記ド
プラ偏位信号を周波数分析してドプラ信号情報を算出す
る演算手段と、空間的に連続する所定数の複数点に対応
する前記ドプラ信号情報の各々を第１のしきい値と比較
する比較手段と、前記所定数の複数点のうち前記比較手
段において第１のしきい値を超えた点の数を求める加算
手段と、前記第１のしきい値を超えた点の数を第２のし
きい値と比較し、これにより前記所定数の複数点のうち
の特定点の血流情報を表示するか否かを判定する判定手
段と、前記判定手段による判定結果に従って前記特定点
の血流情報を表示する表示手段と、を具備する。
（作用） このような手段を講じたことにより、次のような作用
を呈する。すなわち、複数点に対応するドプラ信号情報
を用い、上記第１の装置においては平滑化（平均化）処
理が行われ。上記第２の装置においてはいわゆる多数決
論理処理が行われる。これらの処理を行えば、雑音も信
号もその強度の確率的強度分布は各表示位置間で同じで
あることから、確率的強度分布の自由度を増大させ、変
動を小さくできる。これにより、同じ信号対雑音比（S/
N）でも表示手段によって表示される雑音は減少し、信
号すなわち血流情報は増加してS/Nが向上した場合と同
様になる。具体的には血流の存在しない領域にノイズが
表示されることなく、しかも黒抜けを発生することもな
く、画像のS/Nを充分に確保でき、鮮明で良好な血流像
を表示できるようになる。
を呈する。すなわち、複数点に対応するドプラ信号情報
を用い、上記第１の装置においては平滑化（平均化）処
理が行われ。上記第２の装置においてはいわゆる多数決
論理処理が行われる。これらの処理を行えば、雑音も信
号もその強度の確率的強度分布は各表示位置間で同じで
あることから、確率的強度分布の自由度を増大させ、変
動を小さくできる。これにより、同じ信号対雑音比（S/
N）でも表示手段によって表示される雑音は減少し、信
号すなわち血流情報は増加してS/Nが向上した場合と同
様になる。具体的には血流の存在しない領域にノイズが
表示されることなく、しかも黒抜けを発生することもな
く、画像のS/Nを充分に確保でき、鮮明で良好な血流像
を表示できるようになる。
なお、方位方向の異なる超音波ラスタに対し複数の特
定点に対応するドプラ信号情報を用い、上述した処理を
行っても、同様の効果を得ることができる。
定点に対応するドプラ信号情報を用い、上述した処理を
行っても、同様の効果を得ることができる。
（実施例） 以下、本発明を具体的な実施例で説明する。第１図は
本発明に係る超音波診断装置の一実施例を示す概略ブロ
ック図である。
本発明に係る超音波診断装置の一実施例を示す概略ブロ
ック図である。
超音波診断装置は、超音波探触子11,セクタ電子走査
装置アナログ部12,D.S.C（ディジタル・スキャン・コン
バータ）19,カラー処理回路20,D/A変換器21,VTR22,カラ
ーモニタ23を備えて構成される。前記超音波探触子11は
被検体に対して超音波パルスを送受波するものである。
前記セクタ電子走査装置アナログ部12は、プリアンプ1
3,パルサー14,発振器15,ディレーライン16,加算器17,検
波器18を備えて構成される。コントロール回路35は、前
記セクタ電子走査装置アナログ部12およびMTI演算部27
を制御するものである。
装置アナログ部12,D.S.C（ディジタル・スキャン・コン
バータ）19,カラー処理回路20,D/A変換器21,VTR22,カラ
ーモニタ23を備えて構成される。前記超音波探触子11は
被検体に対して超音波パルスを送受波するものである。
前記セクタ電子走査装置アナログ部12は、プリアンプ1
3,パルサー14,発振器15,ディレーライン16,加算器17,検
波器18を備えて構成される。コントロール回路35は、前
記セクタ電子走査装置アナログ部12およびMTI演算部27
を制御するものである。
次にこのように構成された超音波診断装置の作用につ
いて図面を参照して説明する。まず超音波探触子11はパ
ルサー14により送信駆動され、超音波探触子11から図示
しない生体に送波される超音波パルスは、生体内で流動
する血流によるドプラ偏移をともなう受信信号となり、
前記超音波探触子11に受波される。そして受信信号はプ
リアンプ13により増幅され、加算器７により各振動子の
信号が加算される。そして加算器17から出力される信号
のうち一方の信号は、検波回路18により包絡線検波され
ると、断層像（白黒Ｂモード画像）を得る情報としてラ
イン37を介しD.S.C19に出力される。
いて図面を参照して説明する。まず超音波探触子11はパ
ルサー14により送信駆動され、超音波探触子11から図示
しない生体に送波される超音波パルスは、生体内で流動
する血流によるドプラ偏移をともなう受信信号となり、
前記超音波探触子11に受波される。そして受信信号はプ
リアンプ13により増幅され、加算器７により各振動子の
信号が加算される。そして加算器17から出力される信号
のうち一方の信号は、検波回路18により包絡線検波され
ると、断層像（白黒Ｂモード画像）を得る情報としてラ
イン37を介しD.S.C19に出力される。
一方、ライン39からの信号はミキサー24a,24bに入力
する。また90゜位相器25により発振器15からの基準信号
f0を90゜位相を異ならせてミキサー24a,24bにそれぞれ
に入力し、それぞれ乗算される。そうすると、ロースパ
スフィルタ26a,26bにドプラ偏移信号fdと（2f0＋fd）の
周波数成分を持った信号とが入力され、ローパスフィル
タ26a,26bにより高周波数成分が除去されてドプラ偏移
信号fdのみが得られる。これは血流像のための位相検波
出力信号となる。
する。また90゜位相器25により発振器15からの基準信号
f0を90゜位相を異ならせてミキサー24a,24bにそれぞれ
に入力し、それぞれ乗算される。そうすると、ロースパ
スフィルタ26a,26bにドプラ偏移信号fdと（2f0＋fd）の
周波数成分を持った信号とが入力され、ローパスフィル
タ26a,26bにより高周波数成分が除去されてドプラ偏移
信号fdのみが得られる。これは血流像のための位相検波
出力信号となる。
第２図（ａ）乃至（ｃ）は各信号を示すタイミング図
である。（ａ）は超音波探触子11から被検体に対して送
波される送信パルス、（ｂ）は被検体から反射された受
信パルス、（ｃ）は位相検波出力である。位相検波出力
信号には血流情報以外に心臓の壁等のように動きの遅い
物体からの不要な反射信号（クラッタ成分）も含まれて
いる。このクラッタ成分を除去するべく、位相検波出力
をMTI演算部27に入力する。
である。（ａ）は超音波探触子11から被検体に対して送
波される送信パルス、（ｂ）は被検体から反射された受
信パルス、（ｃ）は位相検波出力である。位相検波出力
信号には血流情報以外に心臓の壁等のように動きの遅い
物体からの不要な反射信号（クラッタ成分）も含まれて
いる。このクラッタ成分を除去するべく、位相検波出力
をMTI演算部27に入力する。
MTI演算部27は、A/D変換器28a,28b,複数ラインメモリ
34a,34b,MTIフィルタ29a,29b,自己相関器30,平均速度演
算部31,分散演算部32,パワー演算部33,表示制御部39か
ら構成されている。A/D変換器28a,28bはそれぞれローパ
スフィルタ26a,26bの出力をディジタル信号に変換する
ものであり、その変換出力は、複数ラインメモリ34a,34
bに出力される。複数ラインメモリ34a,34bは複数走査線
分のドプラ情報を記憶するものである。
34a,34b,MTIフィルタ29a,29b,自己相関器30,平均速度演
算部31,分散演算部32,パワー演算部33,表示制御部39か
ら構成されている。A/D変換器28a,28bはそれぞれローパ
スフィルタ26a,26bの出力をディジタル信号に変換する
ものであり、その変換出力は、複数ラインメモリ34a,34
bに出力される。複数ラインメモリ34a,34bは複数走査線
分のドプラ情報を記憶するものである。
第３図はMTIフィルタ29a,29bの構成を示す図である。
1/Zは１レートの遅延，Σは加算器,K1,K2は係数であ
る。自己相関器30は周波数分析法の一種であり、２次元
の多点の周波数分析をリアルタイムで行なう必要性から
用いられている。
1/Zは１レートの遅延，Σは加算器,K1,K2は係数であ
る。自己相関器30は周波数分析法の一種であり、２次元
の多点の周波数分析をリアルタイムで行なう必要性から
用いられている。
平均速度演算部31は、次式に従って、平均ドプラシフ
ト周波数fdを求める。
ト周波数fdを求める。
fd＝∫ｆ・Ｓ（ｆ）df/∫Ｓ（ｆ）df ここでＳ（ｆ）はパワースペクトラムである。
分散演算部32は、次式に従って、分散σ２を求める。
σ２＝∫f2・Ｓ（ｆ）df/∫Ｓ（ｆ）df−（fd）２ パワー演算部33は、次式に基づきトータルパワーTPを
求める。
求める。
TP＝∫Ｓ（ｆ）df このトータルパワーTPは、血流からの散乱エコー強度
に比例するが、MTIフィルタ29a,29bのカットオフ周波数
以下に相当する移動物体からのエコーは除かれる。
に比例するが、MTIフィルタ29a,29bのカットオフ周波数
以下に相当する移動物体からのエコーは除かれる。
次に本発明の特徴とする表示制御回路39について説明
する。第４図は前記表示制御回路39の第１の実施例を示
すブロック図である。表示制御回路39aは、ドプラ情報
を平均するものであり、CFM速度演算部7,ゲート8,判定
手段としての平滑化回路9,比較回路10aから構成されて
いる。平滑化回路９は、（ｂ）に示すようにシフトレジ
スタ９−1,9−２…を2N段縦続接続し各々のシフトレジ
スタ出力を加算回路12aにより加算して加算出力を比較
回路10aに出力するものである。また平滑化回路９は、
第５図（ａ）に示すように同一の超音波ラスタの送受波
方向に対し連続する所定数の複数点（例えば２点の場
合、雑音の点N1,N2又は信号の点S1,S2）に対応するドプ
ラ信号情報（ここではドプラパワー情報Ｐとする。ある
いはドプラ周波数情報でも良い）を前記CFM速度演算部
７から順次入力して平滑化する。比較回路10aは、平滑
化されたドップラ信号情報に基づき前記カラーモニタ23
の各表示位置に血流情報を表示するか否かの判定信号s1
を前記禁止手段としてのゲート８に出力するものであ
る。
する。第４図は前記表示制御回路39の第１の実施例を示
すブロック図である。表示制御回路39aは、ドプラ情報
を平均するものであり、CFM速度演算部7,ゲート8,判定
手段としての平滑化回路9,比較回路10aから構成されて
いる。平滑化回路９は、（ｂ）に示すようにシフトレジ
スタ９−1,9−２…を2N段縦続接続し各々のシフトレジ
スタ出力を加算回路12aにより加算して加算出力を比較
回路10aに出力するものである。また平滑化回路９は、
第５図（ａ）に示すように同一の超音波ラスタの送受波
方向に対し連続する所定数の複数点（例えば２点の場
合、雑音の点N1,N2又は信号の点S1,S2）に対応するドプ
ラ信号情報（ここではドプラパワー情報Ｐとする。ある
いはドプラ周波数情報でも良い）を前記CFM速度演算部
７から順次入力して平滑化する。比較回路10aは、平滑
化されたドップラ信号情報に基づき前記カラーモニタ23
の各表示位置に血流情報を表示するか否かの判定信号s1
を前記禁止手段としてのゲート８に出力するものであ
る。
同図において、CFM速度演算部７から出力される同一
超音波ラスタ上に対応するパワー情報Ｐは、順次に平滑
化回路９に入力する。そうすると、各シフトレジスタ９
−1,9−２…からの隣接した情報が連続して加算回路12a
に転送され、連続したパワー情報Ｐの平均が例えば（N1
＋N2）/2,（S1＋S2）/2と計算される。
超音波ラスタ上に対応するパワー情報Ｐは、順次に平滑
化回路９に入力する。そうすると、各シフトレジスタ９
−1,9−２…からの隣接した情報が連続して加算回路12a
に転送され、連続したパワー情報Ｐの平均が例えば（N1
＋N2）/2,（S1＋S2）/2と計算される。
この平均値は隣接した点のパワー情報Ｐの平均であ
り、各点のパワー情報Ｐよりも変動が大幅に減少する。
そして前記平滑化回路９からの平均値は比較回路10aに
より所定のしきい値と比較される。ここでしきい値を超
えない場合にはゲート８により比較出力は出力されなく
なる。従って、この点における血流情報は表示されなく
なる。
り、各点のパワー情報Ｐよりも変動が大幅に減少する。
そして前記平滑化回路９からの平均値は比較回路10aに
より所定のしきい値と比較される。ここでしきい値を超
えない場合にはゲート８により比較出力は出力されなく
なる。従って、この点における血流情報は表示されなく
なる。
このように本実施例によれば、変動の少ない情報で表
示を制御するべく、第５図（ｂ）に示すように雑音のみ
の点N1,N2で、表示が行なわれてしまう確率を同じにす
るように、しきい値を設定しても信号がしきい値以下に
なる。すなわち雑音も信号もその強度の確率的強度分布
は各表示位置間で同じであることから、確率的強度分布
は自由度が増加して変動が小さくなる。これにより、同
じ信号対雑音比／でも画面上に表示される雑音は減
少し、信号は増加して信号対雑音比が向上した場合と同
様になり、血流の存在しない領域にノイズを出さずにし
かも黒く抜けてしまう確率が減少して、画像のS/Nを充
分に確保でき、これにより鮮明で良好な血流像を表示で
きる。
示を制御するべく、第５図（ｂ）に示すように雑音のみ
の点N1,N2で、表示が行なわれてしまう確率を同じにす
るように、しきい値を設定しても信号がしきい値以下に
なる。すなわち雑音も信号もその強度の確率的強度分布
は各表示位置間で同じであることから、確率的強度分布
は自由度が増加して変動が小さくなる。これにより、同
じ信号対雑音比／でも画面上に表示される雑音は減
少し、信号は増加して信号対雑音比が向上した場合と同
様になり、血流の存在しない領域にノイズを出さずにし
かも黒く抜けてしまう確率が減少して、画像のS/Nを充
分に確保でき、これにより鮮明で良好な血流像を表示で
きる。
さらに前記表示制御回路39内のゲート８から各点ごと
に演算された値はD.S.C19に入力され、データ補間され
た後、カラー処理回路20によりカラー情報に変換され
る。ｖ−σ２表示の場合には、探触子に近づく流れは赤
色系に変換され、探触子11から遠ざかる流れは青系に変
換される。また平均速度の大きさは輝度の違いにより表
現され、速度分散は色相により表現される。
に演算された値はD.S.C19に入力され、データ補間され
た後、カラー処理回路20によりカラー情報に変換され
る。ｖ−σ２表示の場合には、探触子に近づく流れは赤
色系に変換され、探触子11から遠ざかる流れは青系に変
換される。また平均速度の大きさは輝度の違いにより表
現され、速度分散は色相により表現される。
以上のような超音波走査により得られた血流情報はＢ
モード像情報と共にDSC19において走査変換され、カラ
ー処理回路20およびD/A変換器21を介してカラーモニタ2
3に出力され、これにより可視化される。もた必要に応
じてVTR22に記録される。
モード像情報と共にDSC19において走査変換され、カラ
ー処理回路20およびD/A変換器21を介してカラーモニタ2
3に出力され、これにより可視化される。もた必要に応
じてVTR22に記録される。
第６図は表示制御回路39の変形例を示すブロック図で
あり、以下これについて説明する。表示制御回路39b
は、多数決定論理によるものであり、（ａ）に示すよう
に前記CFM速度演算部7,前記ゲート8,比較回路11,13,加
算回路12から構成されている。また加算回路12bは
（ｂ）に示すようにシフトレジスタ12−1,12−２…とＭ
個縦続接続し、各々のシフトレジスタ出力を加算回路12
cにより加算して加算出力を得るものである。
あり、以下これについて説明する。表示制御回路39b
は、多数決定論理によるものであり、（ａ）に示すよう
に前記CFM速度演算部7,前記ゲート8,比較回路11,13,加
算回路12から構成されている。また加算回路12bは
（ｂ）に示すようにシフトレジスタ12−1,12−２…とＭ
個縦続接続し、各々のシフトレジスタ出力を加算回路12
cにより加算して加算出力を得るものである。
CFM速度演算部７からの各点のパワー情報Ｐは比較回
路11により所定のしきい値と比較され、しきい値を越え
ない場合には、０に変換される。またしきい値を越える
場合には、１に変換される。この比較回路11の出力は加
算回路12bにより連続するＭ個のレジスタ12−1,12−2,
…からの出力合計が求められる。この合計値は比較回路
13により予め設定された個数Ｒと比較される。そして例
えば合計値がＲを越えない場合には、ゲート（禁止回
路）８により出力は禁止され、この点における血流情報
は、表示されなくなる。
路11により所定のしきい値と比較され、しきい値を越え
ない場合には、０に変換される。またしきい値を越える
場合には、１に変換される。この比較回路11の出力は加
算回路12bにより連続するＭ個のレジスタ12−1,12−2,
…からの出力合計が求められる。この合計値は比較回路
13により予め設定された個数Ｒと比較される。そして例
えば合計値がＲを越えない場合には、ゲート（禁止回
路）８により出力は禁止され、この点における血流情報
は、表示されなくなる。
このような連続したＭ個の点のパワー情報のうち、Ｒ
個以上の点でしきい値を越える確率分布は、１点だけで
しきい値を越える確率分布よりも変動幅を狭くすること
ができ、雑音のみの点N1,N2で、表示が行なわれてしま
う確率を同じにするように、しきい値を設定しても信号
がしきい値以下になり黒く抜けてしまう確率が減少し
て、S/Nの良好な画像を得ることができる。
個以上の点でしきい値を越える確率分布は、１点だけで
しきい値を越える確率分布よりも変動幅を狭くすること
ができ、雑音のみの点N1,N2で、表示が行なわれてしま
う確率を同じにするように、しきい値を設定しても信号
がしきい値以下になり黒く抜けてしまう確率が減少し
て、S/Nの良好な画像を得ることができる。
なお本発明は上述した実施例に限定されるものではな
い。上述した第１の実施例においては、同一の超音波ラ
スタの隣接する複数の点について説明したが、例えば判
定手段としての平滑化回路９は、平均等を決算するの
は、超音波送受波方向（距離方向）に連続した点だけで
なく、方位方向の異なる超音波ラスタに対し複数の特定
点（隣接する点）に対応するドプラパワー情報，ドプラ
周波数情報を前記CFM速度演算部７から順次入力しこれ
らに基づき前記カラーモニタ23の各表示位置に血流情報
を表示するか否かの判定信号を前記ゲートに出力するよ
うにしても良い。このようなものにおいても、上述した
第１の実施例と同様な平均処理等を行なえば、同様な効
果が得られる。
い。上述した第１の実施例においては、同一の超音波ラ
スタの隣接する複数の点について説明したが、例えば判
定手段としての平滑化回路９は、平均等を決算するの
は、超音波送受波方向（距離方向）に連続した点だけで
なく、方位方向の異なる超音波ラスタに対し複数の特定
点（隣接する点）に対応するドプラパワー情報，ドプラ
周波数情報を前記CFM速度演算部７から順次入力しこれ
らに基づき前記カラーモニタ23の各表示位置に血流情報
を表示するか否かの判定信号を前記ゲートに出力するよ
うにしても良い。このようなものにおいても、上述した
第１の実施例と同様な平均処理等を行なえば、同様な効
果が得られる。
また上述した実施例においては、平均による平滑化に
ついて説明したが、低域通過フィルタや積分回路によっ
ても同様な効果が得られる。さらに多数決論理で用いる
第１のしきい値は、隣接した点で一定でなくとも良く、
中心からの距離によって変化させるようにしても良い。
さらには時間方向（例えば次の時相の血流情報を用い
る）に平均などを行なう等の変形例であっても良い。
ついて説明したが、低域通過フィルタや積分回路によっ
ても同様な効果が得られる。さらに多数決論理で用いる
第１のしきい値は、隣接した点で一定でなくとも良く、
中心からの距離によって変化させるようにしても良い。
さらには時間方向（例えば次の時相の血流情報を用い
る）に平均などを行なう等の変形例であっても良い。
このほか本発明の要旨を逸脱しない範囲で種々変形実
施可能であるのは勿論である。
施可能であるのは勿論である。
［発明の効果］ 本発明によれば、空間的に連続する所定数の複数点に
対応するドプラ信号情報に対し平均処理や多数決論理処
理を行うことにより、同じ信号対雑音比でも画面上に表
示される雑音は減少し、信号は増加して信号対雑音比が
向上した場合と同様になり、血流の存在しない領域にノ
イズを出さずにしかも黒抜けを発生することなく、画像
のS/Nを充分に確保でき、これにより鮮明で良好な血流
像を表示できる。
対応するドプラ信号情報に対し平均処理や多数決論理処
理を行うことにより、同じ信号対雑音比でも画面上に表
示される雑音は減少し、信号は増加して信号対雑音比が
向上した場合と同様になり、血流の存在しない領域にノ
イズを出さずにしかも黒抜けを発生することなく、画像
のS/Nを充分に確保でき、これにより鮮明で良好な血流
像を表示できる。
第１図は本発明に係る超音波診断装置の一実施例を示す
ブロック図、第２図は各信号を示すタイミング図、第３
図はMTIフィルタの構成を示す図、第４図は表示制御回
路の第１の実施例を示すブロック図、第５図は第４図に
示す表示制御回路の作用を説明するための概略図、第６
図は表示制御回路の変形例を示すブロック図、第７図は
従来の超音波診断装置の一例を示す概略ブロック図、第
８図は各信号を示すタイミング図、第９図は従来の表示
制御回路の構成を示す図、第10図は第９図に示す表示制
御回路の作用を説明するための概略図である。 １……超音波探触子、２……送受信回路、３……直交位
相検波回路、４……A/D変換回路、５……周波数分析回
路、６……TVモニタ、７……CFM速度演算部、８……ゲ
ート、９……平滑化回路、９−１〜９−N,12−１〜12−
Ｍ……レジスタ、10a,11,13……比較回路、12a〜12c…
…加算回路、23……カラーモニタ、27……MTI演算部、3
9,39a,39b……表示制御回路。
ブロック図、第２図は各信号を示すタイミング図、第３
図はMTIフィルタの構成を示す図、第４図は表示制御回
路の第１の実施例を示すブロック図、第５図は第４図に
示す表示制御回路の作用を説明するための概略図、第６
図は表示制御回路の変形例を示すブロック図、第７図は
従来の超音波診断装置の一例を示す概略ブロック図、第
８図は各信号を示すタイミング図、第９図は従来の表示
制御回路の構成を示す図、第10図は第９図に示す表示制
御回路の作用を説明するための概略図である。 １……超音波探触子、２……送受信回路、３……直交位
相検波回路、４……A/D変換回路、５……周波数分析回
路、６……TVモニタ、７……CFM速度演算部、８……ゲ
ート、９……平滑化回路、９−１〜９−N,12−１〜12−
Ｍ……レジスタ、10a,11,13……比較回路、12a〜12c…
…加算回路、23……カラーモニタ、27……MTI演算部、3
9,39a,39b……表示制御回路。
Claims (2)
- 【請求項１】被検体に対して超音波を送受波し、被検体
内の断面を超音波で走査する送受波手段と、 前記送受波手段により得られる受波信号からドプラ偏位
信号を検出する位相検波手段と、 前記ドプラ偏位信号を周波数分析してドプラ信号情報を
算出する演算手段と、 空間的に連続する所定数の複数点に対応する前記ドプラ
信号情報を平滑化する平滑化手段と、 前記平滑化手段による平滑化結果を所定のしきい値と比
較し、これにより前記所定数の複数点のうちの特定点の
血流情報を表示するか否かを判定する判定手段と、 前記判定手段による判定結果に従って前記特定点の血流
情報を表示する表示手段と、を具備したことを特徴とす
る超音波診断装置。 - 【請求項２】被検体に対して超音波を送波し、被検体内
の断面を超音波で走査する送受波手段と、 前記送受波手段により得られる受波信号からドプラ偏位
信号を検出する位相検波手段と、 前記ドプラ偏位信号を周波数分析してドプラ信号情報を
算出する演算手段と、 空間的に連続する所定数の複数点に対応する前記ドプラ
信号情報の各々を第１のしきい値と比較する比較手段
と、 前記所定数の複数点のうち前記比較手段において第１の
しきい値を超えた点の数を求める加算手段と、 前記第１のしきい値を超えた点の数を第２のしきい値と
比較し、これにより前記所定数の複数点のうちの特定点
の血流情報を表示するか否かを判定する判定手段と、 前記判定手段による判定結果に従って前記特定点の血流
情報を表示する表示手段と、を具備したことを特徴とす
る超音波診断装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP1176092A JP2823252B2 (ja) | 1989-07-07 | 1989-07-07 | 超音波診断装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP1176092A JP2823252B2 (ja) | 1989-07-07 | 1989-07-07 | 超音波診断装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0339148A JPH0339148A (ja) | 1991-02-20 |
| JP2823252B2 true JP2823252B2 (ja) | 1998-11-11 |
Family
ID=16007566
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP1176092A Expired - Lifetime JP2823252B2 (ja) | 1989-07-07 | 1989-07-07 | 超音波診断装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP2823252B2 (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| KR101670591B1 (ko) * | 2015-04-24 | 2016-10-28 | 주식회사 청우메디칼 | 개인용 초음파 자극기 |
Families Citing this family (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP3696763B2 (ja) | 1999-11-05 | 2005-09-21 | ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー | 超音波撮影装置 |
| US6663567B2 (en) * | 2002-03-19 | 2003-12-16 | Zonare Medical Systems, Inc. | System and method for post-processing ultrasound color doppler imaging |
| US6679844B2 (en) * | 2002-06-20 | 2004-01-20 | Acuson Corporation | Automatic gain compensation for multiple mode or contrast agent imaging |
| JP7253496B2 (ja) * | 2017-04-28 | 2023-04-06 | コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェ | 改善されたクラッタ抑制を含むパワードップラー・イメージング・システム及び方法 |
-
1989
- 1989-07-07 JP JP1176092A patent/JP2823252B2/ja not_active Expired - Lifetime
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| KR101670591B1 (ko) * | 2015-04-24 | 2016-10-28 | 주식회사 청우메디칼 | 개인용 초음파 자극기 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH0339148A (ja) | 1991-02-20 |
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Legal Events
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