JP3285673B2 - 超音波画像表示装置 - Google Patents
超音波画像表示装置Info
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- JP3285673B2 JP3285673B2 JP20631793A JP20631793A JP3285673B2 JP 3285673 B2 JP3285673 B2 JP 3285673B2 JP 20631793 A JP20631793 A JP 20631793A JP 20631793 A JP20631793 A JP 20631793A JP 3285673 B2 JP3285673 B2 JP 3285673B2
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Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は超音波画像表示方法及び
装置に関し、更に詳しくは被検体画像の内の運動物体部
分の画像（例えば血管画像）を明瞭に表示できるように
した超音波画像表示方法及び装置に関する。
装置に関し、更に詳しくは被検体画像の内の運動物体部
分の画像（例えば血管画像）を明瞭に表示できるように
した超音波画像表示方法及び装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】超音波診断装置は、プローブから被検体
へ超音波を送波し、音響インピーダンスの異なる境界領
域から反射される被検体の超音波エコー信号を受波し、
受波した超音波エコー信号を画像処理してＣＲＴ等の表
示装置に表示させる装置である。
へ超音波を送波し、音響インピーダンスの異なる境界領
域から反射される被検体の超音波エコー信号を受波し、
受波した超音波エコー信号を画像処理してＣＲＴ等の表
示装置に表示させる装置である。
【０００３】この種の超音波診断装置に表示される画像
の種類としては、例えばＢモード画像が用いられる。Ｂ
モード画像は、断層像とも呼ばれ、超音波エコー信号の
振幅情報のみを取り出した画像である。このＢモード画
像は、輝度変調してＣＲＴの表示装置に表示される。
の種類としては、例えばＢモード画像が用いられる。Ｂ
モード画像は、断層像とも呼ばれ、超音波エコー信号の
振幅情報のみを取り出した画像である。このＢモード画
像は、輝度変調してＣＲＴの表示装置に表示される。
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】前記Ｂモード画像の情
報源は、理想的な紙（つまり２次元平面）とは異なり、
十分に薄いものではなく、厚み方向の影響を受ける。従
って、超音波ビームの空間的な拡がりや、サイドローブ
（超音波素子を用いて送受信する場合、本来のビームの
他に擬似ビームが発生すること）のために、断層像にお
いて黒く抜けて欲しい血管等がエコーレベルが低くモヤ
がかかったような画像となり、明瞭な超音波画像を得る
ことができないという問題があった。
報源は、理想的な紙（つまり２次元平面）とは異なり、
十分に薄いものではなく、厚み方向の影響を受ける。従
って、超音波ビームの空間的な拡がりや、サイドローブ
（超音波素子を用いて送受信する場合、本来のビームの
他に擬似ビームが発生すること）のために、断層像にお
いて黒く抜けて欲しい血管等がエコーレベルが低くモヤ
がかかったような画像となり、明瞭な超音波画像を得る
ことができないという問題があった。
【０００５】本発明は、このような課題に鑑みてなされ
たものであって、被検体中の運動物体部分の画像（例え
ば血管画像）を明瞭に表示できる超音波画像表示方法及
び装置を提供することを目的としている。
たものであって、被検体中の運動物体部分の画像（例え
ば血管画像）を明瞭に表示できる超音波画像表示方法及
び装置を提供することを目的としている。
【０００６】
【課題を解決するための手段】前記した課題を解決する
本発明は、被検体に超音波を照射し、該被検体からの信
号を受信処理して超音波画像を表示する超音波画像表示
方法において、運動物体部分からの信号を取り出してそ
のドプラパワー値を演算し（ステップ１）、得られたド
プラパワー値にほぼ逆比例する係数で、Ｂモード画像信
号を補正する（ステップ２）ことを特徴としている。
本発明は、被検体に超音波を照射し、該被検体からの信
号を受信処理して超音波画像を表示する超音波画像表示
方法において、運動物体部分からの信号を取り出してそ
のドプラパワー値を演算し（ステップ１）、得られたド
プラパワー値にほぼ逆比例する係数で、Ｂモード画像信
号を補正する（ステップ２）ことを特徴としている。
【０００７】
【作用】運動物体部分からの信号のみを取り出してその
ドプラパワー値を演算し、得られたドプラパワー値にほ
ぼ逆比例する係数で、Ｂモード画像信号を補正する。こ
の結果、Ｂモード画像の運動物体部分はドプラパワー値
の如何に拘らず反射エコー信号の振幅レベルが小さくな
り、黒く抜けて、明瞭な画像となる。
ドプラパワー値を演算し、得られたドプラパワー値にほ
ぼ逆比例する係数で、Ｂモード画像信号を補正する。こ
の結果、Ｂモード画像の運動物体部分はドプラパワー値
の如何に拘らず反射エコー信号の振幅レベルが小さくな
り、黒く抜けて、明瞭な画像となる。
【０００８】
【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は本発明方法の原理を示すフローチャ
ート、図２は本発明装置の一実施例を示す構成ブロック
図である。図において、１は運動物体部分を含む被検
体、２は該被検体１に超音波を送波すると共に、その超
音波エコー信号を受波する超音波プローブ、３は超音波
プローブ２に高周波パルスを印加すると共に、超音波プ
ローブ２からの超音波エコー信号を受信する送受信部で
ある。
に説明する。図１は本発明方法の原理を示すフローチャ
ート、図２は本発明装置の一実施例を示す構成ブロック
図である。図において、１は運動物体部分を含む被検
体、２は該被検体１に超音波を送波すると共に、その超
音波エコー信号を受波する超音波プローブ、３は超音波
プローブ２に高周波パルスを印加すると共に、超音波プ
ローブ２からの超音波エコー信号を受信する送受信部で
ある。
【０００９】１０は前記送受信部３からの超音波エコー
信号を受けて、その振幅情報を取り出すＢモード処理部
である。４は同じく前記送受信部３からの超音波エコー
信号を受けて、信号周波数をベースバンド周波数領域ま
で落とす直交検波部、２０は該直交検波部４の出力を受
けて、運動物体部分からの信号（動きのある成分）のみ
を取り出すＭＴＩ（Ｍｏｖｉｎｇ Ｔａｒｇｅｔ Ｉｎ
ｄｉｃａｔｏｒ）処理部、５は該ＭＴＩ処理部２０の出
力を受けて、運動物体部分のドプラパワー値を演算する
パワー演算部である。３０は、Ｂモード処理部１０及び
パワー演算部５の出力を受けて、Ｂモード画像信号をパ
ワー演算部５の出力で補正するＢモード補正部である。
このように構成された装置の動作を説明すれば、以下の
とおりである。
信号を受けて、その振幅情報を取り出すＢモード処理部
である。４は同じく前記送受信部３からの超音波エコー
信号を受けて、信号周波数をベースバンド周波数領域ま
で落とす直交検波部、２０は該直交検波部４の出力を受
けて、運動物体部分からの信号（動きのある成分）のみ
を取り出すＭＴＩ（Ｍｏｖｉｎｇ Ｔａｒｇｅｔ Ｉｎ
ｄｉｃａｔｏｒ）処理部、５は該ＭＴＩ処理部２０の出
力を受けて、運動物体部分のドプラパワー値を演算する
パワー演算部である。３０は、Ｂモード処理部１０及び
パワー演算部５の出力を受けて、Ｂモード画像信号をパ
ワー演算部５の出力で補正するＢモード補正部である。
このように構成された装置の動作を説明すれば、以下の
とおりである。
【００１０】送受信部３からの高周波パルスを受けて、
超音波プローブ２から超音波を被検体１に送波すると、
被検体１の音響インピーダンスの異なる境界領域から反
射波が、また散乱体からは散乱波が発生する。これらの
信号を超音波プローブ２で受波し、送受信部３に与え
る。
超音波プローブ２から超音波を被検体１に送波すると、
被検体１の音響インピーダンスの異なる境界領域から反
射波が、また散乱体からは散乱波が発生する。これらの
信号を超音波プローブ２で受波し、送受信部３に与え
る。
【００１１】Ｂモード処理部１０は、この送受信部３か
らの超音波エコー信号を受けて、対数圧縮，包絡線検波
等の処理を行い、超音波エコー信号の振幅情報のみを取
り出してＢモード画像信号Ｂとして出力する。このＢモ
ード処理部１０の出力は、Ｂモード補正部３０の一方の
入力に入る。
らの超音波エコー信号を受けて、対数圧縮，包絡線検波
等の処理を行い、超音波エコー信号の振幅情報のみを取
り出してＢモード画像信号Ｂとして出力する。このＢモ
ード処理部１０の出力は、Ｂモード補正部３０の一方の
入力に入る。
【００１２】一方、直交検波部４は、送受信部３からの
超音波エコー信号を受けて、その周波数領域をベースバ
ンド周波数領域まで落とす。そして、この直交検波部４
の出力はＭＴＩ処理部２０に入り、該ＭＴＩ処理部２０
では超音波エコー信号の内の、動きのある成分のみを抽
出して出力する。具体的には、ＩＮ ＰＨＡＳＥ成分
（以下Ｉ線分と略す）とＱＵＡＤＲＡＴＵＲＥ成分（以
下Ｑ成分と略す）に分離されて出力される。
超音波エコー信号を受けて、その周波数領域をベースバ
ンド周波数領域まで落とす。そして、この直交検波部４
の出力はＭＴＩ処理部２０に入り、該ＭＴＩ処理部２０
では超音波エコー信号の内の、動きのある成分のみを抽
出して出力する。具体的には、ＩＮ ＰＨＡＳＥ成分
（以下Ｉ線分と略す）とＱＵＡＤＲＡＴＵＲＥ成分（以
下Ｑ成分と略す）に分離されて出力される。
【００１３】このＭＴＩ処理部２０の出力を受けて、パ
ワー演算部５は、ドプラパワー演算Ｉ2 ＋Ｑ2 を行な
う。このドプラパワー値Ｐは、Ｂモード補正部３０の他
方の入力に入る。このＢモード補正部３０では、Ｂモー
ド画像信号とドプラパワー値のほぼ逆比例する係数とが
乗算され、その乗算結果が出力される。出力されたＢモ
ード補正画像は、ＣＲＴ等の表示装置（図示せず）に表
示される。
ワー演算部５は、ドプラパワー演算Ｉ2 ＋Ｑ2 を行な
う。このドプラパワー値Ｐは、Ｂモード補正部３０の他
方の入力に入る。このＢモード補正部３０では、Ｂモー
ド画像信号とドプラパワー値のほぼ逆比例する係数とが
乗算され、その乗算結果が出力される。出力されたＢモ
ード補正画像は、ＣＲＴ等の表示装置（図示せず）に表
示される。
【００１４】図３は本発明の動作説明図である。図にお
いて、４０は血管短軸像、４１はこの血管周辺に存在す
る軟部組織である。この血管短軸像４０の図に示す線分
Ｌ−Ｌで示す位置のＢモード画像信号は（ａ）に示すよ
うなものとなる。ここで、血管内部の４２はモヤを生じ
るエコーレベルの低いモヤ部である。一方、この血管短
軸像４０のドプラパワー値Ｐを求めると、（ｂ）に示す
ようなものとなる。
いて、４０は血管短軸像、４１はこの血管周辺に存在す
る軟部組織である。この血管短軸像４０の図に示す線分
Ｌ−Ｌで示す位置のＢモード画像信号は（ａ）に示すよ
うなものとなる。ここで、血管内部の４２はモヤを生じ
るエコーレベルの低いモヤ部である。一方、この血管短
軸像４０のドプラパワー値Ｐを求めると、（ｂ）に示す
ようなものとなる。
【００１５】ここで、（ａ）に示すＢモード画像信号に
乗算する補正係数ｋとして、図４に示すような特性の値
を用いるものとする。図４において、横軸はドプラパワ
ー値、縦軸は補正係数ｋである。補正係数ｋは、ほぼド
プラパワー値の逆数になっている（違いはドプラパワー
値０の点でｋの値が無限大ではなく１である点であ
る）。Ｂモード補正部３０（図２参照）で、（ａ）に示
すＢモード画像信号と図４に示すような補正係数ｋを乗
算すると、図３の（ｃ）に示すように、血管の内部のエ
コーレベルが、ドプラパワー値の如何に拘らず大幅に小
さくなり、ほぼ黒く抜けた画像として現れていることが
分かる。この結果、Ｂモード画像は運動物体部分が黒く
抜けた明瞭な画像として表示されることになる。
乗算する補正係数ｋとして、図４に示すような特性の値
を用いるものとする。図４において、横軸はドプラパワ
ー値、縦軸は補正係数ｋである。補正係数ｋは、ほぼド
プラパワー値の逆数になっている（違いはドプラパワー
値０の点でｋの値が無限大ではなく１である点であ
る）。Ｂモード補正部３０（図２参照）で、（ａ）に示
すＢモード画像信号と図４に示すような補正係数ｋを乗
算すると、図３の（ｃ）に示すように、血管の内部のエ
コーレベルが、ドプラパワー値の如何に拘らず大幅に小
さくなり、ほぼ黒く抜けた画像として現れていることが
分かる。この結果、Ｂモード画像は運動物体部分が黒く
抜けた明瞭な画像として表示されることになる。
【００１６】図５は本発明装置の詳細構成例を示すブロ
ック図である。図２と同一のものは、同一の符号を付し
て示す。図において、１１は送受信部３からの超音波エ
コー信号をダイナミックレンジを確保するため対数圧縮
する対数圧縮部、１２は該対数圧縮部１１の出力を受け
てエコーの強さ（振幅情報）のみを抽出する包絡線検波
部である。これら対数圧縮部１１及び包絡線検波部１２
とでＢモード処理部１０を構成している。
ック図である。図２と同一のものは、同一の符号を付し
て示す。図において、１１は送受信部３からの超音波エ
コー信号をダイナミックレンジを確保するため対数圧縮
する対数圧縮部、１２は該対数圧縮部１１の出力を受け
てエコーの強さ（振幅情報）のみを抽出する包絡線検波
部である。これら対数圧縮部１１及び包絡線検波部１２
とでＢモード処理部１０を構成している。
【００１７】直交検波部４は、乗算器４ａ，４ｂ及びロ
ーパスフィルタ２１ａ，２１ｂで構成されている。乗算
器４ａでは、送受信部３の出力とｓｉｎω0 ｔが乗算さ
れ、乗算器４ｂでは、送受信部３の出力とｃｏｓω0 ｔ
が乗算される。ここで、ω0は復調角周波数である。２
１ａは乗算器４ａの出力を受けるローパスフィルタ（Ｌ
ＰＦ）である。このローパスフィルタ４ａは、ベースバ
ンドフィルタである。
ーパスフィルタ２１ａ，２１ｂで構成されている。乗算
器４ａでは、送受信部３の出力とｓｉｎω0 ｔが乗算さ
れ、乗算器４ｂでは、送受信部３の出力とｃｏｓω0 ｔ
が乗算される。ここで、ω0は復調角周波数である。２
１ａは乗算器４ａの出力を受けるローパスフィルタ（Ｌ
ＰＦ）である。このローパスフィルタ４ａは、ベースバ
ンドフィルタである。
【００１８】２２ａはローパスフィルタ２１ａの出力を
ディジタルデータに変換するＡ／Ｄ変換器、２３ａは該
Ａ／Ｄ変換器２２ａの出力を記憶するメモリ、２４ａは
メモリ２３ａの出力を受けて、固定成分及び遅い動きの
成分を除去するハイパスフィルタ（ＨＰＦ）である。こ
のハイパスフィルタ２４ａは、メモリ２３ａの出力に対
してフィルタリング処理することから、ディジタルフィ
ルタである。そして、ハイパスフィルタ２４ａからは、
ＩＮ ＰＨＡＳＥ成分Ｉが出力される。
ディジタルデータに変換するＡ／Ｄ変換器、２３ａは該
Ａ／Ｄ変換器２２ａの出力を記憶するメモリ、２４ａは
メモリ２３ａの出力を受けて、固定成分及び遅い動きの
成分を除去するハイパスフィルタ（ＨＰＦ）である。こ
のハイパスフィルタ２４ａは、メモリ２３ａの出力に対
してフィルタリング処理することから、ディジタルフィ
ルタである。そして、ハイパスフィルタ２４ａからは、
ＩＮ ＰＨＡＳＥ成分Ｉが出力される。
【００１９】以上の構成は、乗算器４ｂの出力を受ける
ローパスフィルタ２１ｂ，Ａ／Ｄ変換器２２ｂ，メモリ
２３ｂ及びハイパスフィルタ２４ｂについても全く同様
である。そして、ハイパスフィルタ２４ｂからは、ＱＵ
ＡＤＲＡＴＵＲＥ成分Ｑが出力される。そして、Ａ／Ｄ
変換器２２ａ，２２ｂ，メモリ２３ａ，２３ｂ及びハイ
パスフィルタ２４ａ，２４ｂとでＭＴＩ処理部２０を構
成している。
ローパスフィルタ２１ｂ，Ａ／Ｄ変換器２２ｂ，メモリ
２３ｂ及びハイパスフィルタ２４ｂについても全く同様
である。そして、ハイパスフィルタ２４ｂからは、ＱＵ
ＡＤＲＡＴＵＲＥ成分Ｑが出力される。そして、Ａ／Ｄ
変換器２２ａ，２２ｂ，メモリ２３ａ，２３ｂ及びハイ
パスフィルタ２４ａ，２４ｂとでＭＴＩ処理部２０を構
成している。
【００２０】５はドプラパワー値を演算するパワー演算
部で、Ｉ成分とＱ成分の２乗和をとり、その出力Ｐは Ｐ＝Ｉ2 ＋Ｑ2 で表される。
部で、Ｉ成分とＱ成分の２乗和をとり、その出力Ｐは Ｐ＝Ｉ2 ＋Ｑ2 で表される。
【００２１】３１はパワー演算部５の出力を受けて、ド
プラパワー値に対応する補正係数ｋを発生する補正係数
発生部である。該補正係数発生部３１は、図４に示すよ
うな特性をテーブルとして持っており、入力されたドプ
ラパワー値に対応する補正係数ｋを発生するようになっ
ている。３２は、Ｂモード処理部１０の出力Ｂと、補正
係数発生部３１の出力を受けて、Ｂ×ｋを演算する乗算
部である。これら補正係数発生部３１及び乗算部３２と
でＢモード補正部３０を構成している。そして、該乗算
部３２からはＢ×ｋの信号がＢ，Ｐの関数ｆ（Ｂ，Ｐ）
として出力される。このように構成された装置の動作を
説明すれば、以下のとおりである。
プラパワー値に対応する補正係数ｋを発生する補正係数
発生部である。該補正係数発生部３１は、図４に示すよ
うな特性をテーブルとして持っており、入力されたドプ
ラパワー値に対応する補正係数ｋを発生するようになっ
ている。３２は、Ｂモード処理部１０の出力Ｂと、補正
係数発生部３１の出力を受けて、Ｂ×ｋを演算する乗算
部である。これら補正係数発生部３１及び乗算部３２と
でＢモード補正部３０を構成している。そして、該乗算
部３２からはＢ×ｋの信号がＢ，Ｐの関数ｆ（Ｂ，Ｐ）
として出力される。このように構成された装置の動作を
説明すれば、以下のとおりである。
【００２２】送受信部３からの超音波信号を受けて、超
音波プローブ２から超音波を被検体１に送波すると、被
検体１の音響インピーダンスの異なる境界領域から反射
波が、また散乱体からは散乱波が発生する。この超音波
エコー信号を超音波プローブ２で受波し、送受信部３に
与える。
音波プローブ２から超音波を被検体１に送波すると、被
検体１の音響インピーダンスの異なる境界領域から反射
波が、また散乱体からは散乱波が発生する。この超音波
エコー信号を超音波プローブ２で受波し、送受信部３に
与える。
【００２３】Ｂモード処理部１０では、送受信部３から
の超音波エコー信号を受けて、対数圧縮部１１で対数圧
縮し，続く包絡線検波部１２で超音波エコー信号の振幅
情報のみを取り出す包絡線検波処理を行い、Ｂモード画
像信号Ｂとして出力する。この包絡線検波部１２の出力
は、乗算部３２の一方の入力に入る。
の超音波エコー信号を受けて、対数圧縮部１１で対数圧
縮し，続く包絡線検波部１２で超音波エコー信号の振幅
情報のみを取り出す包絡線検波処理を行い、Ｂモード画
像信号Ｂとして出力する。この包絡線検波部１２の出力
は、乗算部３２の一方の入力に入る。
【００２４】一方、直交検波部４は、送受信部３からの
超音波エコー信号を受けて、その周波数領域をベースバ
ンド周波数領域まで落とす。そして、この直交検波部４
の出力はＭＴＩ処理部２０に入る。
超音波エコー信号を受けて、その周波数領域をベースバ
ンド周波数領域まで落とす。そして、この直交検波部４
の出力はＭＴＩ処理部２０に入る。
【００２５】ＭＴＩ処理部２０において、乗算器４ａは
送受信部３の出力とｓｉｎω0 ｔを乗算する。そして、
この乗算器４ａの出力は、ローパスフィルタ２１ａに入
り、直交検波処理の結果発生する基本周波数の２倍以上
の周波数成分を除去する。このローパスフィルタ２１ａ
の出力（バイポーラビデオ信号）は、続くＡ／Ｄ変換器
２２ａにより、ディジタルデータに変換される。ディジ
タルデータに変換された信号は、メモリ２３ａに順次蓄
積されていく。
送受信部３の出力とｓｉｎω0 ｔを乗算する。そして、
この乗算器４ａの出力は、ローパスフィルタ２１ａに入
り、直交検波処理の結果発生する基本周波数の２倍以上
の周波数成分を除去する。このローパスフィルタ２１ａ
の出力（バイポーラビデオ信号）は、続くＡ／Ｄ変換器
２２ａにより、ディジタルデータに変換される。ディジ
タルデータに変換された信号は、メモリ２３ａに順次蓄
積されていく。
【００２６】ここで、メモリ２３ａに蓄積されるデータ
は、複数回送受信された同一音線分のデータが蓄積され
るようになっている。つまり、ＭＴＩフィルタリングを
行なうためには、２回の送受信が必要となり、位相差を
求めるためには更に１回の送受信が必要となる。従っ
て、少なくとも３回以上の送受信を行い、その時の同一
音線分のデータがメモリ２３ａに蓄積されることにな
る。
は、複数回送受信された同一音線分のデータが蓄積され
るようになっている。つまり、ＭＴＩフィルタリングを
行なうためには、２回の送受信が必要となり、位相差を
求めるためには更に１回の送受信が必要となる。従っ
て、少なくとも３回以上の送受信を行い、その時の同一
音線分のデータがメモリ２３ａに蓄積されることにな
る。
【００２７】メモリ２３ａに蓄積されたデータの読み出
しは、深さ毎に同じ深さのデータが順次読み出されるよ
うになっている。読み出されたデータは、続くハイパス
フィルタ２４ａにより、固定成分及び遅い動きの成分が
除去される。この結果、ハイパスフィルタ２４ａからは
ＩＮ ＰＨＡＳＥ成分Ｉが出力される。
しは、深さ毎に同じ深さのデータが順次読み出されるよ
うになっている。読み出されたデータは、続くハイパス
フィルタ２４ａにより、固定成分及び遅い動きの成分が
除去される。この結果、ハイパスフィルタ２４ａからは
ＩＮ ＰＨＡＳＥ成分Ｉが出力される。
【００２８】以上の動作は、ＱＵＡＤＲＡＴＵＲＥ成分
についても、同様である。そして、ハイパスフィルタ２
４ｂからはＱＵＡＤＲＡＴＵＲＥ成分Ｑが出力される。
これらハイパスフィルタ２４ａ，２４ｂの出力は、パワ
ー演算部５に入る。該パワー演算部５は、ＩＮ ＰＨＡ
ＳＥ成分ＩとＱＵＡＤＲＡＴＵＲＥ成分Ｑの信号を受け
て、ドプラパワー演算を行い、ドプラパワー値Ｐを求め
る。ドプラパワー値Ｐは、前述したように次式で表され
る。 Ｐ＝Ｉ2 ＋Ｑ2 を演算する。このドプラパワー値Ｐは、ＭＴＩ処理後の
信号の振幅値を示している。このパワー演算部５の出力
は、補正係数発生部３１に入る。該補正係数発生部３１
は図４に示すような特性をテーブルとして持っている。
従って、該補正係数発生部３１は、ドプラパワー値が大
きいほど小さい値の補正係数ｋを発生する。乗算部３２
は、Ｂモード処理部１０の出力と補正係数ｋとを乗算す
る。この結果、Ｂモード画像の動きのある運動物体部分
（例えば血管や心腔等）に対応する部分のＢモード画像
信号はその反射エコー値が補正されて大幅に小さくな
る。この結果、ＣＲＴ等の表示装置（図示せず）に表示
されるＢモード画像は、動きのある部分が黒く抜けて表
示されるので、Ｂモードエコーレベルが小さく、動きの
ある部分（例えば血管内や心腔内等）が明瞭に表示され
ることになる。
についても、同様である。そして、ハイパスフィルタ２
４ｂからはＱＵＡＤＲＡＴＵＲＥ成分Ｑが出力される。
これらハイパスフィルタ２４ａ，２４ｂの出力は、パワ
ー演算部５に入る。該パワー演算部５は、ＩＮ ＰＨＡ
ＳＥ成分ＩとＱＵＡＤＲＡＴＵＲＥ成分Ｑの信号を受け
て、ドプラパワー演算を行い、ドプラパワー値Ｐを求め
る。ドプラパワー値Ｐは、前述したように次式で表され
る。 Ｐ＝Ｉ2 ＋Ｑ2 を演算する。このドプラパワー値Ｐは、ＭＴＩ処理後の
信号の振幅値を示している。このパワー演算部５の出力
は、補正係数発生部３１に入る。該補正係数発生部３１
は図４に示すような特性をテーブルとして持っている。
従って、該補正係数発生部３１は、ドプラパワー値が大
きいほど小さい値の補正係数ｋを発生する。乗算部３２
は、Ｂモード処理部１０の出力と補正係数ｋとを乗算す
る。この結果、Ｂモード画像の動きのある運動物体部分
（例えば血管や心腔等）に対応する部分のＢモード画像
信号はその反射エコー値が補正されて大幅に小さくな
る。この結果、ＣＲＴ等の表示装置（図示せず）に表示
されるＢモード画像は、動きのある部分が黒く抜けて表
示されるので、Ｂモードエコーレベルが小さく、動きの
ある部分（例えば血管内や心腔内等）が明瞭に表示され
ることになる。
【００２９】本発明によれば、Ｂモード画像信号の補正
にドプラパワー値を使用するので、過剰にＢモード信号
をマスクするおそれがない。例えば、速度データでは、
パワー値がある閾値以上であれば、同じ色相，輝度でＣ
ＦＭ表示（Ｂモード表示画像中に運動物体部分を色付け
でリアルタイム表示すること）される。従って、血流が
はみ出して表示されることがあるが、本発明ではこのよ
うなことはなく、血管の輪郭線等が明瞭に表示される。
にドプラパワー値を使用するので、過剰にＢモード信号
をマスクするおそれがない。例えば、速度データでは、
パワー値がある閾値以上であれば、同じ色相，輝度でＣ
ＦＭ表示（Ｂモード表示画像中に運動物体部分を色付け
でリアルタイム表示すること）される。従って、血流が
はみ出して表示されることがあるが、本発明ではこのよ
うなことはなく、血管の輪郭線等が明瞭に表示される。
【００３０】上述の実施例では、Ｂモード画像中の運動
物体部分の画像が黒く抜けるようにするために、ドプラ
パワー値にほぼ逆比例する補正係数をＢモード画像信号
に乗算する場合を例にとった。しかしながら、本発明は
これに限るものではなく、運動物体部分のドプラパワー
値を用いて運動物体部分が黒く抜けるような補正であれ
ば、どのような補正であってもよい。
物体部分の画像が黒く抜けるようにするために、ドプラ
パワー値にほぼ逆比例する補正係数をＢモード画像信号
に乗算する場合を例にとった。しかしながら、本発明は
これに限るものではなく、運動物体部分のドプラパワー
値を用いて運動物体部分が黒く抜けるような補正であれ
ば、どのような補正であってもよい。
【００３１】
【発明の効果】以上、詳細に説明したように、本発明に
よれば、被検体中の運動物体部分の画像（例えば血管画
像）を明瞭に表示できる超音波画像表示方法及び装置を
提供することができ、実用上の効果が大きい。
よれば、被検体中の運動物体部分の画像（例えば血管画
像）を明瞭に表示できる超音波画像表示方法及び装置を
提供することができ、実用上の効果が大きい。
【図１】本発明方法の原理を示すフローチャートであ
る。
る。
【図２】本発明装置の一実施例を示す構成ブロック図で
ある。
ある。
【図３】本発明の動作説明図である。
【図４】本発明で用いる補正係数の例を示す図である。
【図５】本発明装置の詳細構成例を示すブロック図であ
る。
る。
１ 被検体 ２ 超音波プローブ ３ 送受信部 ４ 直交変換部 ５ パワー演算部 １０ Ｂモード処理部 ２０ ＭＴＩ処理部 ３０ Ｂモード補正部
Claims (2)
- 【請求項１】 被検体に超音波を照射し、該被検体から
の信号を受信処理して超音波画像を表示する超音波画像
表示装置において、運動物体部分からの信号を取り出し
てそのドプラパワー値を演算する演算手段と、得られた
ドプラパワー値にほぼ逆比例する係数でBモード画像信
号を補正する補正手段とを備えたことを特徴とする超音
波画像表示装置。 - 【請求項２】 前記補正手段は、運動物体部分からのド
プラパワー値にほぼ逆比例する係数とBモード画像信号
を乗算することにより行なうことを特徴とする請求項１
記載の超音波画像表示装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP20631793A JP3285673B2 (ja) | 1993-08-20 | 1993-08-20 | 超音波画像表示装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP20631793A JP3285673B2 (ja) | 1993-08-20 | 1993-08-20 | 超音波画像表示装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0759771A JPH0759771A (ja) | 1995-03-07 |
| JP3285673B2 true JP3285673B2 (ja) | 2002-05-27 |
Family
ID=16521302
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP20631793A Expired - Lifetime JP3285673B2 (ja) | 1993-08-20 | 1993-08-20 | 超音波画像表示装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP3285673B2 (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| CN112859163A (zh) * | 2021-01-07 | 2021-05-28 | 中国石油大学(北京) | 利用散射波确定压裂区地层品质因子变化的方法和装置 |
Families Citing this family (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| EP0830842A4 (en) * | 1996-03-18 | 1999-12-15 | Furuno Electric Co | ULTRASONIC DIAGNOSTIC DEVICE |
| JP5241980B2 (ja) * | 2000-01-20 | 2013-07-17 | 株式会社東芝 | 超音波診断装置 |
| US6508766B2 (en) * | 2000-01-20 | 2003-01-21 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Ultrasound diagnostic apparatus |
| JP4589490B2 (ja) * | 2000-07-12 | 2010-12-01 | 株式会社東芝 | 超音波診断装置及び記録媒体 |
| JP4945040B2 (ja) * | 2001-09-28 | 2012-06-06 | 株式会社東芝 | 超音波診断装置 |
| WO2014115783A1 (ja) * | 2013-01-23 | 2014-07-31 | 株式会社東芝 | 超音波診断装置、画像処理装置及び画像処理方法 |
-
1993
- 1993-08-20 JP JP20631793A patent/JP3285673B2/ja not_active Expired - Lifetime
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| CN112859163A (zh) * | 2021-01-07 | 2021-05-28 | 中国石油大学(北京) | 利用散射波确定压裂区地层品质因子变化的方法和装置 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH0759771A (ja) | 1995-03-07 |
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