JP3514544B2 - 超音波診断装置 - Google Patents
超音波診断装置Info
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- JP3514544B2 JP3514544B2 JP09265695A JP9265695A JP3514544B2 JP 3514544 B2 JP3514544 B2 JP 3514544B2 JP 09265695 A JP09265695 A JP 09265695A JP 9265695 A JP9265695 A JP 9265695A JP 3514544 B2 JP3514544 B2 JP 3514544B2
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- Japan
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- data
- pixels
- pixel
- displacement
- diagnostic apparatus
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Classifications
-
- G—PHYSICS
- G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
- G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
- G06T5/00—Image enhancement or restoration
- G06T5/20—Image enhancement or restoration by the use of local operators
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、被検体内の深さ方向に
延びる複数の各走査線に沿う方向に超音波を送受信する
ことにより得られた受信信号に基づいて被検体内の各走
査線に沿う各画素点の変位を表わすデータを求め、これ
ら変位を表わすデータに基づく画像を表示する超音波診
断装置に関する。
延びる複数の各走査線に沿う方向に超音波を送受信する
ことにより得られた受信信号に基づいて被検体内の各走
査線に沿う各画素点の変位を表わすデータを求め、これ
ら変位を表わすデータに基づく画像を表示する超音波診
断装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】被検体、特に人体内に超音波を送信し人
体内の組織で反射されて戻ってきた超音波を受信して受
信信号を得、その受信信号に基づく人体内の断層像を表
示し、これにより人体の内臓等の疾患の診断等を容易な
らしめる超音波診断装置が従来より用いられている。ま
た、このような超音波診断装置には、通常、被検体内の
同一方向に複数回送受信して得た受信信号が担持するド
プラ変位情報に基づいて被検体内の血流速度を求め、超
音波を送受信するプローブに近づく方向の血流を例えば
赤、遠ざかる方向の血流を例えば青で表示し、かつそれ
らの色の輝度で血流速度を表わすカラー画像を生成する
機能も備えられている。
体内の組織で反射されて戻ってきた超音波を受信して受
信信号を得、その受信信号に基づく人体内の断層像を表
示し、これにより人体の内臓等の疾患の診断等を容易な
らしめる超音波診断装置が従来より用いられている。ま
た、このような超音波診断装置には、通常、被検体内の
同一方向に複数回送受信して得た受信信号が担持するド
プラ変位情報に基づいて被検体内の血流速度を求め、超
音波を送受信するプローブに近づく方向の血流を例えば
赤、遠ざかる方向の血流を例えば青で表示し、かつそれ
らの色の輝度で血流速度を表わすカラー画像を生成する
機能も備えられている。
【０００３】上記の断層像はＢモード像と呼ばれ、通常
は白黒の画像で表示されるため、このＢモードを表わす
画像データをここでは白黒データと称し、一方、血流分
布を表わす画像は、通常、例えばそのＢモード像に重畳
されてカラーで表示されるため、その血流分布を表わす
画像をここではカラードプラ画像ないしカラー画像と称
し、そのカラードプラ画像を表わす画像データをここで
はカラーデータと称する。
は白黒の画像で表示されるため、このＢモードを表わす
画像データをここでは白黒データと称し、一方、血流分
布を表わす画像は、通常、例えばそのＢモード像に重畳
されてカラーで表示されるため、その血流分布を表わす
画像をここではカラードプラ画像ないしカラー画像と称
し、そのカラードプラ画像を表わす画像データをここで
はカラーデータと称する。
【０００４】図５は、従来の超音波診断装置の、カラー
ドプラ機能の部分の概略構成を表わすブロック図であ
る。超音波探触子１に対し送受信部２から高電圧パルス
が印加され、超音波探触子１は、その高電圧パルスの印
加を受けて、被検体（図示せず）内に超音波を送信す
る。超音波探触子１から送信された超音波は被検体内の
血流でドプラ変移を受けて反射され、超音波探触子１に
戻り、超音波探触子１で受信されて受信信号に変換され
る。この受信信号は、送受信部２に入力されて所要のビ
ームフォーミングが行なわれた後、直交検波部３に入力
されて直交検波され、これにより得られたドプラ変移成
分がＡ／Ｄ変換部４に与えられる。Ａ／Ｄ変換部４で得
られたディジタル信号は、ＭＴＩフィルタ５を通ること
により、クラッタ成分が除去された後、流速演算部６に
入力され、断層面内の各部分の血流の流速が求められ
る。
ドプラ機能の部分の概略構成を表わすブロック図であ
る。超音波探触子１に対し送受信部２から高電圧パルス
が印加され、超音波探触子１は、その高電圧パルスの印
加を受けて、被検体（図示せず）内に超音波を送信す
る。超音波探触子１から送信された超音波は被検体内の
血流でドプラ変移を受けて反射され、超音波探触子１に
戻り、超音波探触子１で受信されて受信信号に変換され
る。この受信信号は、送受信部２に入力されて所要のビ
ームフォーミングが行なわれた後、直交検波部３に入力
されて直交検波され、これにより得られたドプラ変移成
分がＡ／Ｄ変換部４に与えられる。Ａ／Ｄ変換部４で得
られたディジタル信号は、ＭＴＩフィルタ５を通ること
により、クラッタ成分が除去された後、流速演算部６に
入力され、断層面内の各部分の血流の流速が求められ
る。
【０００５】この流速演算部６で求められた血流速度に
は、このままではかなり大きなノイズ成分が含まれてい
るため、ＭＴＩフィルタ５を通った後の信号はパワー演
算部７にも入力されて血流パワーが求められ、第１のノ
イズカットフィルタ８において、血流パワーが所定レベ
ル以下の点ないし領域についてはカラー表示されないよ
うに、流速演算部６で求められた血流速度が血流速度ゼ
ロに置換される。この第１のノイズカットフィルタ８か
ら出力された血流速度は、スキャンコンバータ９に入力
されて表示用のデータに変換され、更に第２のノイズカ
ットフィルタ１１を経由した後ＣＲＴに送られて、ＣＲ
Ｔ画面上に、例えば白黒データに基づくＢモード画像に
重畳されて、カラードプラ画像が表示される。
は、このままではかなり大きなノイズ成分が含まれてい
るため、ＭＴＩフィルタ５を通った後の信号はパワー演
算部７にも入力されて血流パワーが求められ、第１のノ
イズカットフィルタ８において、血流パワーが所定レベ
ル以下の点ないし領域についてはカラー表示されないよ
うに、流速演算部６で求められた血流速度が血流速度ゼ
ロに置換される。この第１のノイズカットフィルタ８か
ら出力された血流速度は、スキャンコンバータ９に入力
されて表示用のデータに変換され、更に第２のノイズカ
ットフィルタ１１を経由した後ＣＲＴに送られて、ＣＲ
Ｔ画面上に、例えば白黒データに基づくＢモード画像に
重畳されて、カラードプラ画像が表示される。
【０００６】この第２のノイズカットフィルタ１１は、
Ｂモード像上では血管の内部は輝度が低く表示され、血
管の管壁やその他組織の詰まった領域では輝度が高く表
示されるため、所定以上の輝度に対応する白黒データを
有する画素についてはカラー表示されないように血流速
度をゼロに置換するものである。尚、白黒データも、送
受信部２から出力された受信信号に基づいて生成される
が、白黒データの生成の仕方は本発明には直接は関係せ
ず、かつ既に広く知られた技術であるため、ここでの説
明は省略する。またカラーデータを得るための基本的演
算手法についても既に広く知られている技術であるた
め、ここでは上述の説明にとどめる。
Ｂモード像上では血管の内部は輝度が低く表示され、血
管の管壁やその他組織の詰まった領域では輝度が高く表
示されるため、所定以上の輝度に対応する白黒データを
有する画素についてはカラー表示されないように血流速
度をゼロに置換するものである。尚、白黒データも、送
受信部２から出力された受信信号に基づいて生成される
が、白黒データの生成の仕方は本発明には直接は関係せ
ず、かつ既に広く知られた技術であるため、ここでの説
明は省略する。またカラーデータを得るための基本的演
算手法についても既に広く知られている技術であるた
め、ここでは上述の説明にとどめる。
【０００７】
【発明が解決しようとする課題】図６は、画像上にちら
つくカラーノイズを模式的に示した図である。上述した
従来の超音波診断装置では、流速演算部６で得られた血
流速度には大きなノイズが混入していることから、第１
のノイズカットフィルタ８により血流パワーに基づくノ
イズ除去処理を行ない、さらに第２のノイズフィルタ１
１により白黒データの値（Ｂモード像の輝度）に基づい
てノイズ除去処理を行なっているが、血流のパワーとノ
イズのパワーが必ずしも一致するわけではなく、また、
血流表示部分以外の部分の輝度が必ずしも高いとは言え
ず、どうしてもカラーノイズが残ってしまい、それがフ
レーム毎にちらちらして見にくい画像となってしまって
いるという問題がある。
つくカラーノイズを模式的に示した図である。上述した
従来の超音波診断装置では、流速演算部６で得られた血
流速度には大きなノイズが混入していることから、第１
のノイズカットフィルタ８により血流パワーに基づくノ
イズ除去処理を行ない、さらに第２のノイズフィルタ１
１により白黒データの値（Ｂモード像の輝度）に基づい
てノイズ除去処理を行なっているが、血流のパワーとノ
イズのパワーが必ずしも一致するわけではなく、また、
血流表示部分以外の部分の輝度が必ずしも高いとは言え
ず、どうしてもカラーノイズが残ってしまい、それがフ
レーム毎にちらちらして見にくい画像となってしまって
いるという問題がある。
【０００８】特に、被検体内の深部の血流や低速の血流
を画面上に表示する際、カラーノイズが出なくなるまで
カラードプラ画像のゲインを下げると、感度が落ちてし
まい、ノイズだけでなく本来の血流も明瞭には表示され
なくなってしまう場合もある。本発明は、上記事情に鑑
み、カラーノイズが有効に除去されたカラードプラ画像
を生成して表示する機能を備えた超音波診断装置を提供
することを目的とする。
を画面上に表示する際、カラーノイズが出なくなるまで
カラードプラ画像のゲインを下げると、感度が落ちてし
まい、ノイズだけでなく本来の血流も明瞭には表示され
なくなってしまう場合もある。本発明は、上記事情に鑑
み、カラーノイズが有効に除去されたカラードプラ画像
を生成して表示する機能を備えた超音波診断装置を提供
することを目的とする。
【０００９】
【課題を解決するための手段】上記目的を達成する本発
明の超音波診断装置は、被検体内の深さ方向に延びる複
数の各走査線に沿う方向に超音波を送受信することによ
り得られた受信信号に基づいて被検体内の各走査線に沿
う各画素点の変位を表わすデータを求め、その変位を表
わすデータに基づく画像を表示する超音波診断装置にお
いて、Ｎを１以上の正の整数としたとき、変位が存在す
ることを表わすデータが求められた画素が所定の方向に
Ｎ画素以下連続する画素列について、その画素列を構成
する各画素のデータを、変位が存在しないことを表わす
データに置換するデータ置換演算を行なうＮデータ列除
去手段を備えたこを特徴とする。
明の超音波診断装置は、被検体内の深さ方向に延びる複
数の各走査線に沿う方向に超音波を送受信することによ
り得られた受信信号に基づいて被検体内の各走査線に沿
う各画素点の変位を表わすデータを求め、その変位を表
わすデータに基づく画像を表示する超音波診断装置にお
いて、Ｎを１以上の正の整数としたとき、変位が存在す
ることを表わすデータが求められた画素が所定の方向に
Ｎ画素以下連続する画素列について、その画素列を構成
する各画素のデータを、変位が存在しないことを表わす
データに置換するデータ置換演算を行なうＮデータ列除
去手段を備えたこを特徴とする。
【００１０】ここで、上記本発明の超音波診断装置にお
いて、上記Ｎデータ列除去手段は、Ｎを１以上の正の整
数としたとき、変位が存在することを表わすデータが求
められた画素が所定の方向にＮ画素以下連続する画素列
について、その画素列を構成する各画素のデータを、変
位が存在しないことを表わすデータに置換するととも
に、変位が存在することを表わすデータが求められた画
素が上記所定の方向にＮ＋１画素以上連続する画素列に
ついて、その画素列を構成する画素のうちその画素列の
一端から連続するＮ画素のデータを、変位が存在しない
こを表わすデータに置換するデータ置換演算を行なうも
のである。
いて、上記Ｎデータ列除去手段は、Ｎを１以上の正の整
数としたとき、変位が存在することを表わすデータが求
められた画素が所定の方向にＮ画素以下連続する画素列
について、その画素列を構成する各画素のデータを、変
位が存在しないことを表わすデータに置換するととも
に、変位が存在することを表わすデータが求められた画
素が上記所定の方向にＮ＋１画素以上連続する画素列に
ついて、その画素列を構成する画素のうちその画素列の
一端から連続するＮ画素のデータを、変位が存在しない
こを表わすデータに置換するデータ置換演算を行なうも
のである。
【００１１】また、上記本発明の超音波診断装置におい
て、上記Ｎデータ列除去手段は、各走査線の延びる方向
を上記所定の方向としてデータ置換演算を行なうもので
あってもよく、あるいは上記Ｎデータ列除去手段は、各
走査線上の同一深さの画素どうしを結ぶ方向を上記所定
の方向としてデータ置換演算を行なうものであってもよ
く、あるいは、上記Ｎデータ列除去手段は、各走査線の
延びる方向を上記所定の方向としてデータ置換演算を行
なう第１のＮデータ列除去手段と、各走査線上の同一深
さの画素どうしを結ぶ方向を上記所定の方向としてデー
タ置換演算を行なう第２のＮデータ列除去手段とを備え
たものであってもよい。
て、上記Ｎデータ列除去手段は、各走査線の延びる方向
を上記所定の方向としてデータ置換演算を行なうもので
あってもよく、あるいは上記Ｎデータ列除去手段は、各
走査線上の同一深さの画素どうしを結ぶ方向を上記所定
の方向としてデータ置換演算を行なうものであってもよ
く、あるいは、上記Ｎデータ列除去手段は、各走査線の
延びる方向を上記所定の方向としてデータ置換演算を行
なう第１のＮデータ列除去手段と、各走査線上の同一深
さの画素どうしを結ぶ方向を上記所定の方向としてデー
タ置換演算を行なう第２のＮデータ列除去手段とを備え
たものであってもよい。
【００１２】
【作用】カラー画像を観察すると、本来の血流分布に対
応する領域は、かなりの画素がまとまってカラー表示さ
れるが、ノイズ成分はＢモード像内に１画素だけ孤立し
てカラー表示され、あるいはせいぜい２〜３画素等、少
数画素だけ連続しているという性質を有する。
応する領域は、かなりの画素がまとまってカラー表示さ
れるが、ノイズ成分はＢモード像内に１画素だけ孤立し
てカラー表示され、あるいはせいぜい２〜３画素等、少
数画素だけ連続しているという性質を有する。
【００１３】本発明は、この観点に基づいて完成された
ものである。本発明の超音波診断装置は、Ｎ画素（典型
的には１画素ないし、高々２〜３画素）以下のみ連続し
て変位が存在する（カラー表示される）画素列のカラー
データを変位が存在しないことを表わす（カラー表示さ
れない）値に置換するものであり、こうすることにより
カラー画像全体のゲインを下げることなく、Ｎ画素以下
のカラー表示画素列は画面上から姿を消し、カラーノイ
ズのちらつきの少ない本来の血流成分によるカラー表示
のみが際立ったカラードプラ画像を得ることができる。
ものである。本発明の超音波診断装置は、Ｎ画素（典型
的には１画素ないし、高々２〜３画素）以下のみ連続し
て変位が存在する（カラー表示される）画素列のカラー
データを変位が存在しないことを表わす（カラー表示さ
れない）値に置換するものであり、こうすることにより
カラー画像全体のゲインを下げることなく、Ｎ画素以下
のカラー表示画素列は画面上から姿を消し、カラーノイ
ズのちらつきの少ない本来の血流成分によるカラー表示
のみが際立ったカラードプラ画像を得ることができる。
【００１４】ここで、本発明の超音波診断装置におい
て、変位が存在することを表わすデータが求められた画
素が前記所定の方向にＮ＋１画素以上連続する画素列に
ついて、その画素列を構成する画素のうちその画素列の
一端から連続するＮ画素のデータを、変位が存在しない
こを表わすデータに置換することを許容すると、比較的
簡単な回路構成でＮデータ列除去手段を構成することが
できる。この場合、本来の血流分布によるカラー表示部
分もＮ画素分細くなるが、本来の血流分布によるカラー
表示領域は、通常は多数の画素からなり、したがって多
少細まってもほとんど問題はない。一方、この場合、希
に存在するＮ画素を越える画素列のカラーノイズもＮ画
素分細まり、目立ちにくくなるという長所も有する。
て、変位が存在することを表わすデータが求められた画
素が前記所定の方向にＮ＋１画素以上連続する画素列に
ついて、その画素列を構成する画素のうちその画素列の
一端から連続するＮ画素のデータを、変位が存在しない
こを表わすデータに置換することを許容すると、比較的
簡単な回路構成でＮデータ列除去手段を構成することが
できる。この場合、本来の血流分布によるカラー表示部
分もＮ画素分細くなるが、本来の血流分布によるカラー
表示領域は、通常は多数の画素からなり、したがって多
少細まってもほとんど問題はない。一方、この場合、希
に存在するＮ画素を越える画素列のカラーノイズもＮ画
素分細まり、目立ちにくくなるという長所も有する。
【００１５】本発明においては、本発明の演算の対象と
する画素の並ぶ方向（上述の所定の方向）を走査線の延
びる方向（被検体の深さ方向）としてもよく、複数の走
査線の同一の深さの画素どうしを結ぶ方向としてもよい
が、それら２方向のうちのいずれか一方についてデータ
置換演算を行ない、さらにそれら２方向のうちのもう一
方についてデータ置換演算を行なうと、カラーノイズを
一層確実に除去することができる。
する画素の並ぶ方向（上述の所定の方向）を走査線の延
びる方向（被検体の深さ方向）としてもよく、複数の走
査線の同一の深さの画素どうしを結ぶ方向としてもよい
が、それら２方向のうちのいずれか一方についてデータ
置換演算を行ない、さらにそれら２方向のうちのもう一
方についてデータ置換演算を行なうと、カラーノイズを
一層確実に除去することができる。
【００１６】
【実施例】以下、本発明の実施例について説明する。図
１は、本発明の超音波診断装置の、カラードプラ機能の
うちの一部分の概略構成図である。図５に示す従来の超
音波診断装置の構成要素に対応する構成要素には、図５
において付した符号を同一の符号を付して示す。
１は、本発明の超音波診断装置の、カラードプラ機能の
うちの一部分の概略構成図である。図５に示す従来の超
音波診断装置の構成要素に対応する構成要素には、図５
において付した符号を同一の符号を付して示す。
【００１７】図１に示す実施例では、第１のノイズカッ
トフィルタ８とスキャンコンバータ９との間にＮデータ
列除去部２０が備えられている点が、図５に示す従来例
と異なる。図２は、図１にブロックで示すＮデータ列除
去部の一例を示す回路構成図である。
トフィルタ８とスキャンコンバータ９との間にＮデータ
列除去部２０が備えられている点が、図５に示す従来例
と異なる。図２は、図１にブロックで示すＮデータ列除
去部の一例を示す回路構成図である。
【００１８】ここには、カラーデータのビット幅に対応
したビット幅をもつ、除去しようとしている連続するカ
ラーノイズの画素数Ｎと同数のフリップフロップ２１＿
１，２１＿２，…，２１＿ｎ，…，２１＿Ｎ−１，２１
＿Ｎが順次接続されてなるシフトレジスタ２１が備えら
れており、このシフトレジスタ２１には、サンプルクロ
ックに同期して、走査線に沿う方向（深さ方向）のカラ
ーデータが順次入力される。
したビット幅をもつ、除去しようとしている連続するカ
ラーノイズの画素数Ｎと同数のフリップフロップ２１＿
１，２１＿２，…，２１＿ｎ，…，２１＿Ｎ−１，２１
＿Ｎが順次接続されてなるシフトレジスタ２１が備えら
れており、このシフトレジスタ２１には、サンプルクロ
ックに同期して、走査線に沿う方向（深さ方向）のカラ
ーデータが順次入力される。
【００１９】マスク信号作成回路２２には、それらＮ個
のフリップフロップ２１＿１，２１＿２，…，２１＿
ｎ，…，２１＿Ｎ−１，２１＿Ｎの各出力、および初段
のフリップフロップ２１＿１の入力の合計Ｎ＋１個のデ
ータが入力されており、マスク信号作成回路２２では、
それらＮ＋１個のデータ全ての値が、血流速度がゼロで
あることを表わすゼロであるか否かが判定される。この
判定結果はマスク回路２３に入力される。また、マスク
回路２３には、フリップフロップ２１＿ｎ（ｎは任意の
整数）の出力データが入力されており、マスク回路２３
は、マスク信号作成回路２２が、Ｎ＋１個の入力データ
のうちの１つでもゼロの値を有するデータが存在すると
判定するとゼロの値のデータを出力し、マスク信号作成
回路２２が、Ｎ＋１個の入力データの全てが血流速度が
存在することを表わすゼロ以外の値のデータであると判
定すると、フリップフロップ２１＿ｎの出力データをそ
のまま出力する。マスク回路２３からの出力データはも
う１つのフリップフロップ２４に入力される。このフリ
ップフロップ２４の出力が、Ｎデータ列除去部２０の出
力であり、図１に示すスキャンコンバータ９に入力され
る。
のフリップフロップ２１＿１，２１＿２，…，２１＿
ｎ，…，２１＿Ｎ−１，２１＿Ｎの各出力、および初段
のフリップフロップ２１＿１の入力の合計Ｎ＋１個のデ
ータが入力されており、マスク信号作成回路２２では、
それらＮ＋１個のデータ全ての値が、血流速度がゼロで
あることを表わすゼロであるか否かが判定される。この
判定結果はマスク回路２３に入力される。また、マスク
回路２３には、フリップフロップ２１＿ｎ（ｎは任意の
整数）の出力データが入力されており、マスク回路２３
は、マスク信号作成回路２２が、Ｎ＋１個の入力データ
のうちの１つでもゼロの値を有するデータが存在すると
判定するとゼロの値のデータを出力し、マスク信号作成
回路２２が、Ｎ＋１個の入力データの全てが血流速度が
存在することを表わすゼロ以外の値のデータであると判
定すると、フリップフロップ２１＿ｎの出力データをそ
のまま出力する。マスク回路２３からの出力データはも
う１つのフリップフロップ２４に入力される。このフリ
ップフロップ２４の出力が、Ｎデータ列除去部２０の出
力であり、図１に示すスキャンコンバータ９に入力され
る。
【００２０】この図２に示すＮデータ除去部２０によれ
ば、深さ方向に並ぶ、Ｎ個以内の連続した、ゼロ以外の
値のデータを有する画素列についてその画素列のデータ
値がゼロに変更され、深さ方向についてＮ画素以内のカ
ラーノイズを完全に除去することができる。また、図２
に示す方式を用いると、ゼロ以外の値をもつ画素が深さ
方向にＭ個（Ｍ＞Ｎ）並んでいた場合、そのＭ画素連続
するカラーデータがＭ−Ｎ画素連続するカラーデータに
変換され、したがって除去しきれなかったＮ＋１以上の
画素からなるカラーノイズも、より目立たなくなる。た
だし、本方式では、血流表示も深さ方向にＮ画素だけ細
まることになる。
ば、深さ方向に並ぶ、Ｎ個以内の連続した、ゼロ以外の
値のデータを有する画素列についてその画素列のデータ
値がゼロに変更され、深さ方向についてＮ画素以内のカ
ラーノイズを完全に除去することができる。また、図２
に示す方式を用いると、ゼロ以外の値をもつ画素が深さ
方向にＭ個（Ｍ＞Ｎ）並んでいた場合、そのＭ画素連続
するカラーデータがＭ−Ｎ画素連続するカラーデータに
変換され、したがって除去しきれなかったＮ＋１以上の
画素からなるカラーノイズも、より目立たなくなる。た
だし、本方式では、血流表示も深さ方向にＮ画素だけ細
まることになる。
【００２１】図３は、図１にブロックで示すＮデータ列
除去部の他の例を示す回路構成図である。図２に示すＮ
データ列除去部の場合、除去しようとする、カラーノイ
ズが連続する画素数Ｎと同数のＮ個のフリップフロップ
２１＿１，２１＿２，…，２１＿Ｎからなるシフトレジ
スタ２１を備えていたのに比べ、この図３に示すＮデー
タ列除去部は、Ｌ＋Ｎ−１個のフリップフロップ２１＿
１，…，２１＿Ｌ，２１＿Ｌ＋１，…，２１＿Ｌ＋ｎ，
…，２１＿Ｌ＋Ｎ−１からなるシフトレジスタ２１Ａを
備えている。またこれに伴って、マスク信号作成回路２
２Ａには、Ｌ＋Ｎ個のデータが入力されている。このマ
スク信号作成回路２２Ａは、図２に示すマスク信号作成
回路２１とは異なり、Ｌ＋Ｎ個のデータを見て、ゼロ以
外の値を有するデータがＮ＋１個以上連続しているか否
かを判定する。ゼロ以外の値を有するデータがＮ＋１個
以上連続している場合、マスク回路２３からは、フリッ
プフロップ２１＿Ｌ＋ｎの出力データがそのまま出力さ
れ、そうでない場合は、マスク回路２３からは、ゼロの
値を有するデータが出力される。
除去部の他の例を示す回路構成図である。図２に示すＮ
データ列除去部の場合、除去しようとする、カラーノイ
ズが連続する画素数Ｎと同数のＮ個のフリップフロップ
２１＿１，２１＿２，…，２１＿Ｎからなるシフトレジ
スタ２１を備えていたのに比べ、この図３に示すＮデー
タ列除去部は、Ｌ＋Ｎ−１個のフリップフロップ２１＿
１，…，２１＿Ｌ，２１＿Ｌ＋１，…，２１＿Ｌ＋ｎ，
…，２１＿Ｌ＋Ｎ−１からなるシフトレジスタ２１Ａを
備えている。またこれに伴って、マスク信号作成回路２
２Ａには、Ｌ＋Ｎ個のデータが入力されている。このマ
スク信号作成回路２２Ａは、図２に示すマスク信号作成
回路２１とは異なり、Ｌ＋Ｎ個のデータを見て、ゼロ以
外の値を有するデータがＮ＋１個以上連続しているか否
かを判定する。ゼロ以外の値を有するデータがＮ＋１個
以上連続している場合、マスク回路２３からは、フリッ
プフロップ２１＿Ｌ＋ｎの出力データがそのまま出力さ
れ、そうでない場合は、マスク回路２３からは、ゼロの
値を有するデータが出力される。
【００２２】この図３に示す方式を採用すると、ゼロ以
外の値を有するデータがＮ個以内連続している場合、そ
れらのデータが全てゼロの値を有するデータに置換され
る。また、Ｌ＝Ｎ＋１することによりマスク信号作成回
路２２Ａに入力されるデータ数を２Ｎ＋１個にすれば、
ゼロ以外の値を有するデータがＮ個以内連続している場
合にそれらのデータが全てゼロの値を有するデータに置
換されるとともに、ゼロ以外の値を有するデータがＮ＋
Ａ（Ａは１以上の正の整数）個連続している場合は、ゼ
ロの値に置換されることなく、そのデータ列の長さのま
までカラー表示される。ＬをＮ＋１より小さくすれば、
小さくした分だけ、カラー表示されるデータ列の長さが
短くなる。
外の値を有するデータがＮ個以内連続している場合、そ
れらのデータが全てゼロの値を有するデータに置換され
る。また、Ｌ＝Ｎ＋１することによりマスク信号作成回
路２２Ａに入力されるデータ数を２Ｎ＋１個にすれば、
ゼロ以外の値を有するデータがＮ個以内連続している場
合にそれらのデータが全てゼロの値を有するデータに置
換されるとともに、ゼロ以外の値を有するデータがＮ＋
Ａ（Ａは１以上の正の整数）個連続している場合は、ゼ
ロの値に置換されることなく、そのデータ列の長さのま
までカラー表示される。ＬをＮ＋１より小さくすれば、
小さくした分だけ、カラー表示されるデータ列の長さが
短くなる。
【００２３】この図３に示す方式によれば、図２に示す
方式と比べ回路規模は大きくなってしまうが、本来表示
されるべき血流によるカラー像の幅（ないし長さ）を減
少させることなく、カラーノイズを除去することが可能
である。診断部位や、その診断部位の深さ等に応じて、
例えば、太い血管の血流を観察する場合は図２に示す方
式、細い血管の血流を観察する場合は図３に示す方式等
に切り換えればより効果的である。
方式と比べ回路規模は大きくなってしまうが、本来表示
されるべき血流によるカラー像の幅（ないし長さ）を減
少させることなく、カラーノイズを除去することが可能
である。診断部位や、その診断部位の深さ等に応じて、
例えば、太い血管の血流を観察する場合は図２に示す方
式、細い血管の血流を観察する場合は図３に示す方式等
に切り換えればより効果的である。
【００２４】図４は、図１にブロックで示すＮデータ列
除去部の、もう１つの例を示す回路構成図である。この
図４に示すＮデータ列除去部には、Ｋ本の走査線のうち
の最終の走査線を除く各走査線に対応するラインメモリ
２５＿１，…，２５＿ｋ，…，２５＿Ｋ−１が備えられ
ており、各走査線に対応するカラーデータはセレクタ２
６を経由して、順次、対応するラインメモリ２５＿１，
…，２５＿ｋ，…，２５＿Ｋ−１に一旦格納される。そ
の後、最終のＫ本目の走査線に対応するカラーデータの
入力と同期して、１〜Ｋ−１本目の走査線の、Ｋ本目の
走査線の現在入力されているカラーデータに対応する画
素の深さと同一の深さのカラーデータが各ラインメモリ
２５＿１，…，２５＿ｋ，…，２５＿Ｋ−１から読み出
されてマスク信号作成回路２２Ｂに入力される。このマ
スク信号作成回路２２Ｂは、図２におけるマスク信号作
成回路２２、もしくは図３におけるマスク信号作成回路
２２Ａと同様の構成を有している。
除去部の、もう１つの例を示す回路構成図である。この
図４に示すＮデータ列除去部には、Ｋ本の走査線のうち
の最終の走査線を除く各走査線に対応するラインメモリ
２５＿１，…，２５＿ｋ，…，２５＿Ｋ−１が備えられ
ており、各走査線に対応するカラーデータはセレクタ２
６を経由して、順次、対応するラインメモリ２５＿１，
…，２５＿ｋ，…，２５＿Ｋ−１に一旦格納される。そ
の後、最終のＫ本目の走査線に対応するカラーデータの
入力と同期して、１〜Ｋ−１本目の走査線の、Ｋ本目の
走査線の現在入力されているカラーデータに対応する画
素の深さと同一の深さのカラーデータが各ラインメモリ
２５＿１，…，２５＿ｋ，…，２５＿Ｋ−１から読み出
されてマスク信号作成回路２２Ｂに入力される。このマ
スク信号作成回路２２Ｂは、図２におけるマスク信号作
成回路２２、もしくは図３におけるマスク信号作成回路
２２Ａと同様の構成を有している。
【００２５】この図４に示す例では、ラインメモリ２５
＿１，…，２５＿ｋ，…，２５＿Ｋ−１を備えたことに
より、各走査線上の同一深さの画素どうしを結ぶ方向に
連続するカラーデータ列について、図２ないし図３に示
す例と同様な、カラーノイズ除去操作を行なうことがで
きる。尚、上記各例では、図２、図３は深さ方向、図４
は同一深さの画素どうしを結ぶ方向についてカラーノイ
ズ除去操作を行なう例であるが、これらを組み合わせ、
これらの両方向についてカラーノイズを除去する操作を
行なうことにより、カラーノイズがさらに低減され、さ
らに見やすいカラードプラ像を得ることもできる。
＿１，…，２５＿ｋ，…，２５＿Ｋ−１を備えたことに
より、各走査線上の同一深さの画素どうしを結ぶ方向に
連続するカラーデータ列について、図２ないし図３に示
す例と同様な、カラーノイズ除去操作を行なうことがで
きる。尚、上記各例では、図２、図３は深さ方向、図４
は同一深さの画素どうしを結ぶ方向についてカラーノイ
ズ除去操作を行なう例であるが、これらを組み合わせ、
これらの両方向についてカラーノイズを除去する操作を
行なうことにより、カラーノイズがさらに低減され、さ
らに見やすいカラードプラ像を得ることもできる。
【００２６】
【発明の効果】以上説明したように、本発明の超音波診
断装置によれば、カラーノイズの少ない、見やすいカラ
ードプラ像を得ることができる。
断装置によれば、カラーノイズの少ない、見やすいカラ
ードプラ像を得ることができる。
【図１】本発明の超音波診断装置の、カラードプラ機能
のうちの一部分の概略構成図である。
のうちの一部分の概略構成図である。
【図２】図１にブロックで示すＮデータ列除去部の一例
を示す回路構成図である。
を示す回路構成図である。
【図３】図１にブロックで示すＮデータ列除去部の他の
例を示す回路構成図である。
例を示す回路構成図である。
【図４】図１にブロックで示すＮデータ列除去部の、も
う１つの例を示す回路構成図である。
う１つの例を示す回路構成図である。
【図５】従来の超音波診断装置の、カラードプラ機能の
部分の概略構成を表わすブロック図である。
部分の概略構成を表わすブロック図である。
【図６】画像上にちらつくカラーノイズを模式的に示し
た図である。
た図である。
２０ Ｎデータ列除去部
２１ シフトレジスタ
２２，２２Ａ，２２Ｂ マスク信号作成回路
２３ マスク回路
２４ フリップフロップ
２５＿１，…，２５＿ｋ，…，２５＿Ｋ−１ ラインメ
モリ ２６ セレクタ
モリ ２６ セレクタ
─────────────────────────────────────────────────────
フロントページの続き
(56)参考文献 特開 昭64−8954（ＪＰ，Ａ)
特開 平１−303132（ＪＰ，Ａ)
特開 平２−289237（ＪＰ，Ａ)
特開 平３−39148（ＪＰ，Ａ)
特開 平３−92977（ＪＰ，Ａ)
特開 平３−159474（ＪＰ，Ａ)
特開 平４−354084（ＪＰ，Ａ)
特開 平５−146440（ＪＰ，Ａ)
特開 平５−176925（ＪＰ，Ａ)
特開 平５−277111（ＪＰ，Ａ)
(58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名)
A61B 8/00
Claims (4)
- 【請求項１】 被検体内の深さ方向に延びる複数の各走
査線に沿う方向に超音波を送受信することにより得られ
た受信信号に基づいて被検体内の各走査線に沿う各画素
点の変位を表わすデータを求め、該データに基づく画像
を表示する超音波診断装置において、Ｎを１以上の正の
整数としたとき、変位が存在することを表わすデータが
求められた画素が所定の方向にＮ画素以下連続する画素
列について、該画素列を構成する各画素のデータを、変
位が存在しないことを表わすデータに置換するデータ置
換演算を行なうＮデータ列除去手段を備え、 前記Ｎデータ列除去手段が、Ｎを１以上の正の整数とし
たとき、変位が存在することを表わすデータが求められ
た画素が所定の方向にＮ画素以下連続する画素列につい
て、該画素列を構成する各画素のデータを、変位が存在
しないことを表わすデータに置換するとともに、変位が
存在することを表わすデータが求められた画素が前記所
定の方向にＮ＋１画素以上連続する画素列について、該
画素列を構成する画素のうち該画素列の一端から連続す
るＮ画素のデータを、変位が存在しないことを表わすデ
ータに置換するデータ置換演算を行なうものである こと
を特徴とする超音波診断装置。 - 【請求項２】 前記Ｎデータ列除去手段が、各走査線の
延びる方向を前記所定の方向として前記データ置換演算
を行なうものであることを特徴とする請求項１記載の超
音波診断装置。 - 【請求項３】 前記Ｎデータ列除去手段が、各走査線上
の同一深さの画素どうしを結ぶ方向を前記所定の方向と
して前記データ置換演算を行なうものであることを特徴
とする請求項１記載の超音波診断装置。 - 【請求項４】 前記Ｎデータ列除去手段が、各走査線の
延びる方向を前記所定の方向として前記データ置換演算
を行なう第１のＮデータ列除去手段と、各走査線上の同
一深さの画素どうしを結ぶ方向を前記所定の方向として
前記データ置換演算を行なう第２のＮデータ列除去手段
とを備えたことを特徴とする請求項１記載の超音波診断
装置。
Priority Applications (3)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP09265695A JP3514544B2 (ja) | 1995-04-18 | 1995-04-18 | 超音波診断装置 |
| US08/571,103 US5588433A (en) | 1995-04-18 | 1995-12-12 | Ultrasonic diagnostic apparatus |
| DE19601321A DE19601321B4 (de) | 1995-04-18 | 1996-01-16 | Ultraschalldiagnosevorrichtung |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP09265695A JP3514544B2 (ja) | 1995-04-18 | 1995-04-18 | 超音波診断装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH08280683A JPH08280683A (ja) | 1996-10-29 |
| JP3514544B2 true JP3514544B2 (ja) | 2004-03-31 |
Family
ID=14060521
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP09265695A Expired - Lifetime JP3514544B2 (ja) | 1995-04-18 | 1995-04-18 | 超音波診断装置 |
Country Status (3)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5588433A (ja) |
| JP (1) | JP3514544B2 (ja) |
| DE (1) | DE19601321B4 (ja) |
Families Citing this family (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH11206769A (ja) * | 1998-01-30 | 1999-08-03 | Fujitsu Ltd | 超音波診断装置 |
| KR100380913B1 (ko) * | 2001-04-13 | 2003-04-18 | 주식회사 메디슨 | 가변 전력 임계값을 이용하여 잡음과 신호를 분리하는초음파 영상 형성 방법 및 장치 |
| US6527237B2 (en) | 2001-07-02 | 2003-03-04 | Harman International Industries Incorporated | Crossbar bracket assembly for speakers and monitors |
| JP4726407B2 (ja) * | 2003-08-22 | 2011-07-20 | 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 | 超音波診断装置 |
| JP2006255322A (ja) * | 2005-03-18 | 2006-09-28 | Matsushita Electric Ind Co Ltd | 超音波ドプラ血流計 |
Family Cites Families (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4389893A (en) * | 1981-06-01 | 1983-06-28 | North American Philips Corporation | Precision ultrasound attenuation measurement |
| US5299577A (en) * | 1989-04-20 | 1994-04-05 | National Fertility Institute | Apparatus and method for image processing including one-dimensional clean approximation |
| US5269308A (en) * | 1991-07-25 | 1993-12-14 | Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. | Ultrasonic doppler imaging apparatus |
| JP3000823B2 (ja) * | 1993-06-08 | 2000-01-17 | 松下電器産業株式会社 | 超音波ドプラ血流計 |
-
1995
- 1995-04-18 JP JP09265695A patent/JP3514544B2/ja not_active Expired - Lifetime
- 1995-12-12 US US08/571,103 patent/US5588433A/en not_active Expired - Fee Related
-
1996
- 1996-01-16 DE DE19601321A patent/DE19601321B4/de not_active Expired - Fee Related
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| US5588433A (en) | 1996-12-31 |
| DE19601321A1 (de) | 1996-10-24 |
| DE19601321B4 (de) | 2005-04-28 |
| JPH08280683A (ja) | 1996-10-29 |
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Legal Events
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|---|---|---|---|
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Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61 Effective date: 20040113 |
|
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