JP4454293B2 - Ultrasonic diagnostic equipment - Google Patents

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本発明は、被検体内に超音波を送信し、受診した反射エコー信号を用いて診断部位についての超音波診断装置に関し、特に、自動的に増幅部のゲインおよびTGC(time gain compensation)の感度を調節する機能を有する超音波診断装置に関する。   The present invention relates to an ultrasonic diagnostic apparatus for a diagnostic site by transmitting an ultrasonic wave into a subject and using a received reflected echo signal, and in particular, automatically gain of an amplifying unit and sensitivity of TGC (time gain compensation). The present invention relates to an ultrasonic diagnostic apparatus having a function of adjusting the frequency.

従来の超音波診断装置は、図8に示すように被検体内に超音波を送受信する探触子1と、この探触子1を駆動して超音波を送信させると共に受信した反射エコー信号を受信する超音波送受信部2と、この超音波送受信部2からの信号を内蔵のメモリに書き込むと共に読み出し表示座標系に変換して出力するディジタルスキャンコンバータ(DSC)3と、操作者による操作を受け付ける入力部4と、画像表示の処理を行うグラフィック表示部5と、DSC3とグラフィック表示部5の画像情報を合成する合成回路6と、この合成回路6からの画像信号を表示する画像表示装置7と、超音波送受信部2、DSC3、入力部4及びグラフィック表示部5の動作を制御する制御部8とを有している。超音波送受信部2には、反射エコー信号を一様に増幅する増幅部と、超音波の生体内減衰を補償するため、体表からの深度に応じた感度で反射エコー信号を増幅するTGC(time gain compensation)部が備えられている。入力部4は、増幅部のゲインをユーザが設定するためのゲインエンコーダ9と、TGC部の深度と感度との関係を定めるTGCカーブをユーザが設定するためのTGCエンコーダ10とが備えられている。   As shown in FIG. 8, the conventional ultrasonic diagnostic apparatus has a probe 1 that transmits / receives ultrasonic waves in a subject, drives the probe 1 to transmit ultrasonic waves, and receives received echo signals. The ultrasonic transmission / reception unit 2 that receives the signal, the digital scan converter (DSC) 3 that writes the signal from the ultrasonic transmission / reception unit 2 into a built-in memory, converts the signal into a display coordinate system, and outputs the received signal. An input unit 4, a graphic display unit 5 that performs image display processing, a combining circuit 6 that combines image information of the DSC 3 and the graphic display unit 5, and an image display device 7 that displays an image signal from the combining circuit 6 And an ultrasonic transmission / reception unit 2, a DSC 3, an input unit 4, and a control unit 8 that controls operations of the graphic display unit 5. The ultrasonic transmission / reception unit 2 includes an amplifying unit that amplifies the reflected echo signal uniformly, and a TGC (amplifying the reflected echo signal with sensitivity according to the depth from the body surface in order to compensate for attenuation of the ultrasonic wave in the living body. time gain compensation) section. The input unit 4 includes a gain encoder 9 for the user to set the gain of the amplification unit, and a TGC encoder 10 for the user to set a TGC curve that defines the relationship between the depth and sensitivity of the TGC unit. .

従来の超音波診断装置では、被検者の状態(太っているかやせている)や、描出部位がどこか(肝臓/膵臓/腎臓等)等に応じて、操作者が入力部4を操作してゲインやTGCの調整を行っていた。また、特許文献1には、自動的にゲインの調整を行うために、輝度変調表示の超音波画像(いわゆるBモード画像)の輝度値ごとの画素数をグラフ化し、輝度分布ヒストグラムを作成し、ヒストグラムのピーク値が予め定めた基準値にシフトするようなゲイン値を求め、それを増幅部に設定する構成が開示されている。また、特許文献2には、超音波の走査線単位で反射エコー信号の強度を求め、この強度に合わせて適切な重み付け関数を選択し、反射エコー信号の振幅を変える重み付けを行う構成が開示されている。これにより、特許文献2では、微弱な反射エコー信号であっても方位分解能の劣化を抑制し、コントラストの良い画像を得ることができるという効果を得ている。
特許第2648771号公報 特開平07−23959号公報
In the conventional ultrasonic diagnostic apparatus, the operator operates the input unit 4 according to the state of the subject (whether it is fat or thin) or where the drawing site is (liver / pancreas / kidney, etc.). The gain and TGC were adjusted. In Patent Document 1, in order to automatically adjust the gain, the number of pixels for each luminance value of an ultrasonic image (so-called B-mode image) of luminance modulation display is graphed, and a luminance distribution histogram is created. There is disclosed a configuration in which a gain value that shifts a peak value of a histogram to a predetermined reference value is obtained and set in an amplifying unit. Patent Document 2 discloses a configuration in which the intensity of a reflected echo signal is obtained in units of ultrasonic scanning lines, an appropriate weighting function is selected in accordance with the intensity, and weighting is performed to change the amplitude of the reflected echo signal. ing. Thereby, in patent document 2, even if it is a weak reflected echo signal, the deterioration of azimuth | direction resolution is suppressed and the effect that the image with a favorable contrast can be obtained is acquired.
Japanese Patent No. 26478771 Japanese Unexamined Patent Publication No. 07-23959

被検者の状態に応じてゲインやTGCカーブを操作者が調整する場合、所望の画像が得られるまで超音波画像ごとに調整を行う必要があるため、検査時間の短縮が困難である。人間ドッグ等のスクリーニング検査のように1日に数十例もの被検者を対象とする用途では、検査時間の短縮が望まれているが、その要望に応えることができない。   When the operator adjusts the gain and the TGC curve according to the condition of the subject, it is necessary to perform adjustment for each ultrasonic image until a desired image is obtained, and thus it is difficult to shorten the examination time. In applications that target dozens of subjects per day, such as screening tests for human dogs, etc., it is desired to shorten the test time, but this cannot be met.

特許文献1に記載の装置は、輝度分布ヒストグラムがガウシアン分布になることを前提として、そのピークを検出する構成であるが、実際の輝度変調表示の超音波画像の輝度分布ヒストグラムは、ガウシアン分布にならない、すなわちピークが検出できない分布になることが多い。このため、特許文献1の構成では、自動でゲインを設定できない超音波画像が多く生じると思われる。一方、特許文献2に記載の技術は、走査線単位のエコー信号強度から振幅の重み付けを行っているため、方位分解能の向上をさせる効果は得られるが、画像全体のゲイン調整やTGCカーブの調整を行うことはできない。   The apparatus described in Patent Document 1 is configured to detect the peak on the assumption that the luminance distribution histogram is a Gaussian distribution. However, the luminance distribution histogram of an ultrasonic image of an actual luminance modulation display is a Gaussian distribution. In many cases, the distribution is such that no peak is detected. For this reason, in the configuration of Patent Document 1, it is thought that many ultrasonic images cannot be automatically set for gain. On the other hand, since the technique described in Patent Document 2 weights the amplitude from the echo signal intensity in units of scanning lines, the effect of improving the azimuth resolution can be obtained, but the gain adjustment of the entire image and the adjustment of the TGC curve can be obtained. Can not do.

本発明は、輝度(ゲイン)調整、または、TGC感度の調整を自動で行うことができる超音波診断装置を提供することを目的とする。   An object of the present invention is to provide an ultrasonic diagnostic apparatus capable of automatically adjusting luminance (gain) or adjusting TGC sensitivity.

上記目的を達成するために、本発明では、探触子の受信した信号を増幅して輝度信号に変換する増幅部と、輝度信号を用いて画像データを作成し、画像表示装置に表示させる画像作成部とを有する超音波診断装置において、増幅部の増幅率を補正する手段を備える構成とする。補正手段は、画像データの輝度分布の累積ヒストグラム曲線を求め、求めた累積ヒストグラム曲線上の予め定めた累積頻度値に対応する輝度値を、予め定めた基準輝度値にシフトさせるための増幅率の補正値を演算により求め、増幅部の増幅率を補正する。   In order to achieve the above object, according to the present invention, an amplification unit that amplifies a signal received by a probe and converts it into a luminance signal, and an image that creates image data using the luminance signal and displays the image data on an image display device An ultrasonic diagnostic apparatus having a creation unit is configured to include means for correcting the amplification factor of the amplification unit. The correction means obtains a cumulative histogram curve of the luminance distribution of the image data, and an amplification factor for shifting a luminance value corresponding to a predetermined cumulative frequency value on the calculated cumulative histogram curve to a predetermined reference luminance value. A correction value is obtained by calculation, and the amplification factor of the amplification unit is corrected.

また、本発明の別の態様では、被検体内に超音波ビームを所定の走査範囲に送信し、反射エコー信号列を受信する探触子と、前記探触子の受信した受信信号を生体の深度に応じた増幅率で増幅する生体内減衰補償部と、増幅された前記受信信号を前記反射エコー信号列ごとに格納する格納部と、制御部とを有する超音波診断装置において、生体内減衰補償部の増幅率を深度ごとに補正する手段を備える。増幅率補正手段は、反射エコー信号列の信号強度が小さい深度ほど増幅率を大きくする補正値を求める手段と、反射エコー信号列の信号強度の分散を各深度について求め、分散値が予め定めた基準値よりも小さい深度については、補正値を小さくする重み付け値を深度ごとに定める重み付け手段とを有する。これにより、深度ごとに重み付け値によって重み付けした補正値を用いて、生体内減衰補償部の増幅率を補正する。 In another aspect of the present invention, a probe that transmits an ultrasonic beam into a subject within a predetermined scanning range and receives a reflected echo signal sequence, and a received signal received by the probe are In an ultrasonic diagnostic apparatus having an in-vivo attenuation compensation unit that amplifies at an amplification factor according to depth, a storage unit that stores the amplified received signal for each reflected echo signal sequence, and a control unit Means for correcting the amplification factor of the compensation unit for each depth is provided. The amplification factor correction means obtains a correction value for increasing the amplification factor as the signal intensity of the reflected echo signal sequence is smaller, obtains a variance of the signal intensity of the reflected echo signal sequence for each depth, and the dispersion value is predetermined. For a depth smaller than the reference value, there is weighting means for determining a weighting value for decreasing the correction value for each depth. Thus, the amplification factor of the in-vivo attenuation compensation unit is corrected using the correction value weighted by the weighting value for each depth.

本発明の一実施の形態の超音波診断装置を図面を用いて説明する。
本実施の形態の超音波診断装置の構成を図1のブロック図を用いて説明する。本実施の形態の超音波診断装置は、探触子1と、超音波送受信部2と、r−θメモリ11と、ディジタルスキャンコンバータ(DSC)3と、x−yメモリ12と、入力部4と、グラフィック表示部5と、合成回路6と、画像表示装置7と、制御部8とを有している。
An ultrasonic diagnostic apparatus according to an embodiment of the present invention will be described with reference to the drawings.
The configuration of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the present embodiment will be described with reference to the block diagram of FIG. The ultrasonic diagnostic apparatus of the present embodiment includes a probe 1, an ultrasonic transmission / reception unit 2, an r-θ memory 11, a digital scan converter (DSC) 3, an xy memory 12, and an input unit 4. A graphic display unit 5, a synthesis circuit 6, an image display device 7, and a control unit 8.

探触子1は、被検体内の診断部位に向けて超音波ビームを送信し、反射エコー信号列を受信するもので、図示を省略しているが、内部に超音波の発生源であると共に反射エコーを受信する振動子が配置されている。探触子1としては、例えばセクタ走査型探触子のように、超音波ビームを所定の走査角範囲で走査しながら送信し、走査角毎に反射エコー信号列を受信する構成のものを用いる。   The probe 1 transmits an ultrasonic beam toward a diagnostic site in a subject and receives a reflected echo signal sequence. Although not shown, the probe 1 is a source of ultrasonic waves inside. A transducer for receiving the reflected echo is arranged. As the probe 1, for example, a sector scanning probe is used which transmits an ultrasonic beam while scanning in a predetermined scanning angle range and receives a reflected echo signal sequence for each scanning angle. .

超音波送受信部2は、探触子1に送波パルスを送り、振動子から超音波を発生させる送波回路(不図示)と、探触子1の受信信号を対数圧縮等により増幅する増幅器2aと、生体内伝搬時の超音波の減衰を補償(生体内減衰補償)するために、受信信号(反射エコー信号列)を深度r(時間)に対応して設定された感度(TGCカーブ)で増幅するTGC(time gain compensation)回路2bと、A/D変換器(不図示)と、これらの制御回路(不図示)とを含む。   The ultrasonic transmission / reception unit 2 transmits a transmission pulse to the probe 1 to generate an ultrasonic wave from the transducer, and an amplifier that amplifies the reception signal of the probe 1 by logarithmic compression or the like 2a and sensitivity (TGC curve) set in accordance with the depth r (time) of the received signal (reflected echo signal sequence) in order to compensate for attenuation of the ultrasonic wave during propagation in the living body (in vivo attenuation compensation) 1 includes a TGC (time gain compensation) circuit 2b, an A / D converter (not shown), and a control circuit (not shown).

r−θメモリ11は、超音波送受信部2の受信信号を走査線(所定走査角(θ)の反射エコー信号列)ごとに深度rについて格納するための2次元メモリである。r−θメモリ11は、書き込みおよび読み出しが可能な構成であり、r−θメモリには、超音波送受信部2により増幅処理、TGC処理等が施され、ディジタル信号に変換された受信信号が超音波送受信部2によって書き込まれる。ディジタルスキャンコンバータ(DSC)3は、r−θメモリ11に格納されている信号を1走査線または複数走査線ごとに読み出して内蔵のラインメモリに書き込むことにより、表示座標系であるx−y座標系の1フレーム画像データを作成し、x−yメモリ12に格納する。これにより、超音波断層像(いわゆるBモード像)の画像データが作成される。   The r-θ memory 11 is a two-dimensional memory for storing the received signal of the ultrasonic transmission / reception unit 2 with respect to the depth r for each scanning line (reflected echo signal sequence of a predetermined scanning angle (θ)). The r-θ memory 11 is configured to be writable and readable. The r-θ memory is subjected to amplification processing, TGC processing, and the like by the ultrasonic transmission / reception unit 2, and the received signal converted into a digital signal is super-high. It is written by the sound wave transmitting / receiving unit 2. The digital scan converter (DSC) 3 reads out the signal stored in the r-θ memory 11 for each scanning line or a plurality of scanning lines and writes it in the built-in line memory, so that an xy coordinate as a display coordinate system is obtained. One frame image data of the system is created and stored in the xy memory 12. Thereby, image data of an ultrasonic tomographic image (so-called B-mode image) is created.

入力部4は、操作者による操作を受け付ける部分であり、図2に示したように、Bモード像の輝度調整のために増幅器2aの増幅率の設定を受け付けるゲインエンコーダ9と、TGC回路2bの感度設定を深度区間ごとに受け付けるTGC設定部10と、被検者の心拍数の入力や超音波周波数の設定等の種々の計測条件の設定を受け付けるためのトラックボール等の入力手段41と、探触子1の種類の設定を行う設定部43と、視野深度を設定する設定部42等を含んでいる。   The input unit 4 is a part that receives an operation by an operator. As shown in FIG. 2, the input unit 4 includes a gain encoder 9 that receives the setting of the amplification factor of the amplifier 2a for adjusting the brightness of the B-mode image, and the TGC circuit 2b. A TGC setting unit 10 for receiving sensitivity settings for each depth section; an input means 41 such as a trackball for receiving settings of various measurement conditions such as an input of a heart rate of a subject and an ultrasonic frequency; A setting unit 43 for setting the type of the touch element 1 and a setting unit 42 for setting the depth of field are included.

グラフィック表示部5は、入力部4に設定された心拍数や周波数等の情報を表示するための画像データを作成するものである。合成回路6は、x−yメモリ12に格納されている画像データとグラフィック表示部5が作成した画像データとを合成し、CRT等の画像表示装置7に表示させる。制御部8は、超音波送受信部2、r−θメモリ11、ディジタルスキャンコンバータ3、x−yメモリ12、入力部4、グラフィック表示部5および合成回路6の動作を制御する。   The graphic display unit 5 creates image data for displaying information such as the heart rate and frequency set in the input unit 4. The synthesizing circuit 6 synthesizes the image data stored in the xy memory 12 and the image data created by the graphic display unit 5 and displays them on an image display device 7 such as a CRT. The control unit 8 controls operations of the ultrasonic transmission / reception unit 2, the r-θ memory 11, the digital scan converter 3, the xy memory 12, the input unit 4, the graphic display unit 5, and the synthesis circuit 6.

操作者が認識容易で分解能の高い超音波断層像を表示するためには、増幅器2aの増幅率(ゲイン)として適切な値を設定することにより、受信信号の振幅を画像表示装置7に表示可能で、かつ、操作者が認識しやすい範囲の輝度レベル信号に圧縮することが望ましい。また、超音波の生体内減衰を精度良く補正した超音波断層像を得るためには、描出部位の超音波の減衰に合わせて、深度ごとに適切な感度(増幅率)をTGC回路2bに設定することが望まれる。本実施の形態では、増幅器2aのゲインおよびTGC回路2bの感度を、自動的に調整するために、制御部8に自動調整部8aを備えている。   In order to display an ultrasonic tomogram that is easy for the operator to recognize and has high resolution, the amplitude of the received signal can be displayed on the image display device 7 by setting an appropriate value as the amplification factor (gain) of the amplifier 2a. In addition, it is desirable to compress the luminance level signal in a range that can be easily recognized by the operator. In addition, in order to obtain an ultrasonic tomographic image in which the attenuation of the ultrasonic wave in vivo is accurately corrected, an appropriate sensitivity (amplification factor) is set in the TGC circuit 2b for each depth in accordance with the attenuation of the ultrasonic wave at the drawing site. It is desirable to do. In the present embodiment, the control unit 8 includes an automatic adjustment unit 8a in order to automatically adjust the gain of the amplifier 2a and the sensitivity of the TGC circuit 2b.

自動調整部8aは、増幅器2aのゲインならびにTGC回路2bに設定する深度ごとの感度として適切な値を演算により求め、これを増幅器2aおよびTGC回路2bに設定する。自動調整部8aは、CPUとメモリを内蔵し、CPUがメモリに予め格納されているゲイン算出プログラムおよびTGCカーブ算出プログラムを実行することにより、ゲイン及びTGCカーブの自動調整動作を行う。   The automatic adjustment unit 8a obtains an appropriate value by calculation for the gain of the amplifier 2a and the sensitivity for each depth set in the TGC circuit 2b, and sets these values in the amplifier 2a and the TGC circuit 2b. The automatic adjustment unit 8a incorporates a CPU and a memory, and performs automatic gain and TGC curve adjustment operations when the CPU executes a gain calculation program and a TGC curve calculation program stored in the memory in advance.

まず、自動調整部8aによるゲイン自動調整の動作を図3(A)のフローチャートを参照しながら説明する。自動調整部8aによるゲイン算出は、x−yメモリ12の画像データを用いて行われる。これは、操作者が実際に画像表示装置7上でリアルタイムで観察している画像が、x−yメモリ12に格納されている画像データに等しいためである。自動調整部8aは、まずx−yメモリ12に格納されている画像データを取り込み、輝度値とその輝度値の画素数との関係を示す輝度分布ヒストグラムH(k)を算出する(ステップ301,302)。ただし、kは輝度値であり、ここでは輝度値が8ビット(0〜255)であるものとして説明する。つぎに、輝度分布ヒストグラムH(k)を累積した累積ヒストグラムAH(k)を次式により算出する(ステップ303)。
AH(k)=H(k)(ただしk=0)、AH(k)=AH(k-1)+H(k)(ただし、k=1〜255)
First, the automatic gain adjustment operation by the automatic adjustment unit 8a will be described with reference to the flowchart of FIG. The gain calculation by the automatic adjustment unit 8a is performed using the image data in the xy memory 12. This is because the image that the operator actually observes on the image display device 7 in real time is equal to the image data stored in the xy memory 12. The automatic adjustment unit 8a first takes in the image data stored in the xy memory 12, and calculates a luminance distribution histogram H (k) indicating the relationship between the luminance value and the number of pixels of the luminance value (step 301, 302). However, k is a luminance value, and it is assumed here that the luminance value is 8 bits (0 to 255). Next, a cumulative histogram AH (k) obtained by accumulating the luminance distribution histogram H (k) is calculated by the following equation (step 303).
AH (k) = H (k) (where k = 0), AH (k) = AH (k-1) + H (k) (where k = 1 to 255)

求めた累積ヒストグラムAH(k)を次式により規格化し、規格化累積ヒストグラムNAH(k)を算出する(ステップ304)。得られた規格化累積ヒストグラムNAH(k)の一例を図3(B)に示す。
NAH(k)=AH(k)/総画素数
The obtained cumulative histogram AH (k) is normalized by the following equation to calculate a normalized cumulative histogram NAH (k) (step 304). An example of the normalized cumulative histogram NAH (k) obtained is shown in FIG.
NAH (k) = AH (k) / total number of pixels

つぎに、自動調整部8aは、ステップ304で求めた規格化累積ヒストグラム曲線が、予め定めた頻度値PO(pivotOut)および輝度値PIT(pivotInTarg)を通る曲線となるようにするためのゲイン補正値を求める。具体的には、ステップ304で求めた規格化累積ヒストグラム曲線について、予め定めておいた頻度値POに対応する輝度値PI(pivot In)を求める(ステップ305)。つぎに、増幅器2aの特性から予め求めておいた、受信信号の電圧値と輝度値との関係を示すグラフ(図4(B))上で、ステップ305で求めた輝度値PIに対応する電圧値Vinを求める(ステップ306)。同じ図4(B)のグラフ上で、予め定めておいた所望の輝度値PIT(pivotInTarg)に対応する電圧値VTargを求める(ステップ307)。ここで得られた電圧値Vinを電圧値VTargにシフトさせるために必要なゲイン補正量を、増幅器2aの増幅特性(例えば対数圧縮であること)を考慮して、演算により求める(ステップ308)。制御部8は、自動調整部8aが求めたゲイン補正量により、現在増幅器2aに設定されているゲインを補正する。   Next, the automatic adjustment unit 8a uses the gain correction value for causing the normalized cumulative histogram curve obtained in step 304 to be a curve that passes the predetermined frequency value PO (pivotOut) and the luminance value PIT (pivotInTarg). Ask for. Specifically, a luminance value PI (pivot In) corresponding to a predetermined frequency value PO is obtained for the normalized cumulative histogram curve obtained in step 304 (step 305). Next, the voltage corresponding to the luminance value PI obtained in step 305 on the graph (FIG. 4B) showing the relationship between the voltage value of the received signal and the luminance value obtained in advance from the characteristics of the amplifier 2 a. A value Vin is obtained (step 306). On the same graph of FIG. 4B, a voltage value VTarg corresponding to a predetermined desired brightness value PIT (pivotInTarg) is obtained (step 307). A gain correction amount necessary for shifting the voltage value Vin obtained here to the voltage value VTarg is obtained by calculation in consideration of the amplification characteristic (for example, logarithmic compression) of the amplifier 2a (step 308). The control unit 8 corrects the gain currently set in the amplifier 2a based on the gain correction amount obtained by the automatic adjustment unit 8a.

このゲイン補正により、x−yメモリ12に格納されている画像データについて求められた図4(A)の規格化累積ヒストグラムは、頻度値POに対応する輝度値が輝度値PIT(pivotInTarg)である曲線、すなわち、座標(頻度値PO、輝度値PIT)を通る曲線にシフトする。   In the normalized cumulative histogram of FIG. 4A obtained for the image data stored in the xy memory 12 by this gain correction, the luminance value corresponding to the frequency value PO is the luminance value PIT (pivotInTarg). Shift to a curve, that is, a curve passing through the coordinates (frequency value PO, luminance value PIT).

頻度値POおよび輝度値PITは、操作者が認識しやすい輝度分布の超音波断層画像の規格化累積ヒストグラム曲線が共通して通過する座標であり、経験的に求めた値を用いる。この座標を通過する規格化累積ヒストグラムが得られるように、増幅器2aのゲインを自動調整することで、操作者の手を煩わせることなく、操作者が認識しやすい輝度分布の超音波画像を表示することができる。また、累積ヒストグラムを用いることにより、ヒストグラム曲線がピークを持たない形状となる超音波断層画像であっても、ゲインの自動調整が可能である。   The frequency value PO and the luminance value PIT are coordinates through which a normalized cumulative histogram curve of an ultrasonic tomographic image having a luminance distribution that is easy for an operator to recognize, and values obtained empirically are used. By automatically adjusting the gain of the amplifier 2a so that a normalized cumulative histogram passing through these coordinates can be obtained, an ultrasonic image with a luminance distribution that is easy for the operator to recognize can be displayed without bothering the operator. can do. Further, by using the cumulative histogram, the gain can be automatically adjusted even for an ultrasonic tomographic image in which the histogram curve has a shape having no peak.

つぎに、自動調整部8aによるTGC回路2bの感度自動補正の動作を図5のフローチャートを参照しながら説明する。この補正は、r−θメモリ11の画像データを用いて行われる。ここでは、r−θメモリ11に格納されている走査線の数をN本として説明する。   Next, the automatic sensitivity correction operation of the TGC circuit 2b by the automatic adjustment unit 8a will be described with reference to the flowchart of FIG. This correction is performed using the image data in the r-θ memory 11. Here, the description will be made assuming that the number of scanning lines stored in the r-θ memory 11 is N.

まず、N本の走査線の信号強度を各深度rごとに平均し、平均値avr(r)を算出する(ステップ501)。平均値avr(r)の一例を図6(a)のグラフに示す。ステップ501で求めたavr(r)の最大値(avrmax)と最小値(avrmin)を算出し、最大値(avrmax)=1、最小値(avrmin)=TGCminの範囲でavr(r)を規格化する(ステップ503)。ここでTGCminは、0<TGCmin<1の範囲で予め定めておいた値であり、規格化後のavr(r)の最小値が0にならいないようにするために導入している。規格化後のavr(r)の範囲を広くするため、TGCminは0に近い値を用いることが望ましい。図6(b)の例では、TGCmin=0.1としている。 First, the signal intensities of N scanning lines are averaged for each depth r, and an average value avr (r) is calculated (step 501). An example of the average value avr (r) is shown in the graph of FIG. The maximum value (avr max ) and minimum value (avr min ) of avr (r) obtained in step 501 are calculated, and the maximum value (avr max ) = 1 and the minimum value (avr min ) = TGC min are within the range of avr ( r) is normalized (step 503). Here, TGC min is a predetermined value in a range of 0 <TGC min <1, and is introduced so that the minimum value of avr (r) after normalization does not become zero. In order to widen the range of avr (r) after normalization, it is desirable to use a value close to 0 for TGC min . In the example of FIG. 6B, TGC min = 0.1.

つぎに、ステップ501で求めた平均値avr(r)を用い、分散var(r)を算出する(ステップ503)。分散var(r)の一例を図6(c)のグラフに示す。得られた分散var(r)を用い、反射エコー信号の雑音成分は分散値が小さいことに着目して、avr(r)の信頼性の高低を示す関数f(r)を作成する(ステップ504)。すなわち、var(r)が予め定めた基準値Vと等しくなる深度r=rを求め、0≦r≦rの範囲についてはf(r)=1とし、r<r≦reの範囲についてはf(r)は所定の単調減少カーブとなるように信頼性関数f(r)を作成する。ただし、reは、入力部4の視野深度設定部42の操作で設定された視野深度である。作成した信頼性関数f(r)を図6(d)のグラフに示す。この信頼性関数f(r)は、深度rが0≦r≦rの範囲については分散var(r)の値が基準値V以上であるから、平均値avr(r)は雑音成分の少ない信頼性の高い(信頼性=1)値であることを数値1で表しており、深度rがそれより深いr<r≦reの範囲ついては分散var(r)の値が基準値vより小さく雑音成分の多い信頼性が低いことを1よりも小さい数値で表している。 Next, the variance var (r) is calculated using the average value avr (r) obtained in step 501 (step 503). An example of the variance var (r) is shown in the graph of FIG. Using the obtained dispersion var (r), focusing on the fact that the noise component of the reflected echo signal has a small dispersion value, a function f (r) indicating the level of reliability of avr (r) is created (step 504). ). That determines the equal depth r = r v a reference value V var (r) is predetermined, 0 ≦ For r ≦ r v range and f (r) = 1, the r v <r ≦ r e For the range, the reliability function f (r) is created so that f (r) has a predetermined monotonously decreasing curve. However, r e is the depth of field that is set by the operation of the depth of field setting unit 42 of the input unit 4. The created reliability function f (r) is shown in the graph of FIG. The reliability function f (r), since the depth r is 0 ≦ r ≦ r v dispersion var (r) value is the reference value V or more for the range of the average value avr (r) is less noise components represents a numeric value 1 that reliable a (reliable = 1) values, for the range of the depth r is deeper than r v <r ≦ r e than the value of the reference value v of dispersing var (r) A small value less than 1 indicates that the reliability is small and has a large amount of noise components.

ステップ502で求めた規格化平均値avr(r)ならびに所定値TGCminと、ステップ504で作成した信頼性関数f(r)とを用い、TGC補正関数W(r)を次式により算出する(ステップ505)。
W(r)=(1−(規格化avr(r))+TGCmin)×f(r)
Using the normalized average value avr (r) and the predetermined value TGC min obtained in step 502 and the reliability function f (r) created in step 504, a TGC correction function W (r) is calculated by the following equation ( Step 505).
W (r) = (1- (standardized avr (r)) + TGC min ) × f (r)

このTGC補正関数W(r)は、現状のavr(r)の信号強度の減衰を補正し一定強度信号強度が得られるように補正する関数であるが、上式のように信頼性関数f(r)によって重み付けされた関数である。求めたW(r)を図6(e)のグラフに示す。   The TGC correction function W (r) is a function for correcting the attenuation of the signal strength of the current avr (r) so as to obtain a constant strength signal strength, but the reliability function f ( The function weighted by r). The obtained W (r) is shown in the graph of FIG.

ステップ505で求めたTGC補正関数W(r)を、TGC回路2bの深度区間ごとに平均処理し、各深度区間のTGC感度補正値とする(ステップ506)。得られたTGC感度補正値を、現在TGC回路2bに設定されている各深度区間の感度に掛け合わせ、その値を補正後のTGC感度としてTGC回路2bに設定する(ステップ507)。これにより、反射エコー信号列の信号強度が、生体内の超音波の減衰により深度の深いほど弱くなる現象を補償し、深度にかかわらず一定の信号強度に増幅することができる。この際、本実施の形態では、雑音信号が多く含まれる深度については、重み付けにより増幅率(感度)を上げないため、雑音信号の信号強度は抑制される。   The TGC correction function W (r) obtained in step 505 is averaged for each depth section of the TGC circuit 2b to obtain a TGC sensitivity correction value for each depth section (step 506). The obtained TGC sensitivity correction value is multiplied by the sensitivity of each depth section currently set in the TGC circuit 2b, and the value is set in the TGC circuit 2b as the corrected TGC sensitivity (step 507). As a result, it is possible to compensate for a phenomenon in which the signal intensity of the reflected echo signal train becomes weaker as the depth increases due to attenuation of the ultrasonic wave in the living body, and can be amplified to a constant signal intensity regardless of the depth. At this time, in the present embodiment, since the amplification factor (sensitivity) is not increased by weighting for the depth at which many noise signals are included, the signal strength of the noise signals is suppressed.

このように、本実施の形態では、r−θメモリ11に格納されているデータを用いて、信号強度の生体内減衰を補正するTGC補正関数W(r)を得ているため、リアルタイムでTGC回路2bの感度を補正することができる。よって、次の画像フレームで表示される超音波断層像(Bモード画像)は、生体内の伝搬減衰による信号強度の低下が補正され、深度方向に輝度が一様化された画像を表示することができる。しかも、その際に、反射エコー信号の雑音成分は信号強度の分散が小さい点に着目して、信頼性関数f(r)によって重み付けしているため、TGC感度の補正により雑音成分の信号強度が増幅されるのを抑制している。よって、雑音信号の輝度を抑制した超音波画像を表示することができる。   As described above, in the present embodiment, the TGC correction function W (r) for correcting the in-vivo attenuation of the signal intensity is obtained using the data stored in the r-θ memory 11, and therefore the TGC is performed in real time. The sensitivity of the circuit 2b can be corrected. Therefore, the ultrasonic tomogram (B-mode image) displayed in the next image frame displays an image in which the decrease in signal strength due to propagation attenuation in the living body is corrected and the luminance is uniformed in the depth direction. Can do. In addition, since the noise component of the reflected echo signal is weighted by the reliability function f (r), paying attention to the fact that the variance of the signal intensity is small at that time, the signal strength of the noise component is corrected by correcting the TGC sensitivity. Amplification is suppressed. Therefore, an ultrasonic image in which the luminance of the noise signal is suppressed can be displayed.

上述してきたように、本実施の形態の超音波診断装置によれば、増幅器2aのゲイン調整およびTGC回路2bの感度調整を、超音波画像のフレームごとに自動的に行うことができる。よって、操作者は、常にゲイン調整及びTGC調整の行われた画像を用いて診断を行うことができる。   As described above, according to the ultrasonic diagnostic apparatus of the present embodiment, the gain adjustment of the amplifier 2a and the sensitivity adjustment of the TGC circuit 2b can be automatically performed for each frame of the ultrasonic image. Therefore, the operator can always make a diagnosis using an image on which gain adjustment and TGC adjustment have been performed.

なお、上述の実施の形態では、制御部8の自動調整部8aがフレームごとに常にゲイン及びTGC感度の自動補正を行う構成であったが、操作者が指示した場合のみ自動補正を行う構成にすることもできる。この場合、図7に示すように入力部4に自動補正指示を受け付ける受付部13を追加し、この受付部13を操作者が押下するなど操作した場合に、自動調整部8a内のCPUが上述したゲイン自動補正プログラム及びTGC自動補正プログラムを読み込んで実行するように構成する。これにより、制御部8は常に演算処理量を抑制することができる。   In the above-described embodiment, the automatic adjustment unit 8a of the control unit 8 is configured to always automatically correct the gain and TGC sensitivity for each frame. However, the automatic correction unit 8a is configured to perform automatic correction only when instructed by the operator. You can also In this case, as shown in FIG. 7, when the reception unit 13 that receives an automatic correction instruction is added to the input unit 4 and the operator operates the reception unit 13 such as pressing down, the CPU in the automatic adjustment unit 8 a described above. The gain automatic correction program and the TGC automatic correction program are read and executed. Thereby, the control part 8 can always suppress the calculation processing amount.

本発明の一実施の形態の超音波診断装置の概略構成を示すブロック図である。1 is a block diagram illustrating a schematic configuration of an ultrasonic diagnostic apparatus according to an embodiment of the present invention. 図1の超音波診断装置の入力部4の前面パネルを示す正面図である。It is a front view which shows the front panel of the input part 4 of the ultrasonic diagnosing device of FIG. (A)本実施の形態の自動調整部8aによるゲイン自動補正の動作を示すフローチャートであり、(B)求めた累積ヒストグラム曲線の一例を示すグラフである。(A) It is a flowchart which shows the operation | movement of the gain automatic correction | amendment by the automatic adjustment part 8a of this Embodiment, (B) It is a graph which shows an example of the calculated | required cumulative histogram curve. (A)本実施の形態の自動調整部8aによるゲイン自動補正において、累積ヒストグラム曲線の座標(頻度PO、輝度PI)を示すグラフであり、(B)輝度PIに対応する増幅器の電圧値Vinを示すグラフである。(A) is a graph showing the coordinates (frequency PO, luminance PI) of the cumulative histogram curve in the automatic gain correction by the automatic adjustment unit 8a of the present embodiment, and (B) the voltage value Vin of the amplifier corresponding to the luminance PI. It is a graph to show. 本実施の形態の自動調整部8aによるTGC自動調整の動作を示すフローチャートである。It is a flowchart which shows the operation | movement of TGC automatic adjustment by the automatic adjustment part 8a of this Embodiment. (a)図5のステップ501で求めた平均値avr(r)の例を示すグラフであり、(b)ステップ502で求めた規格化avr(r)の例を示すグラフであり、(c)ステップ503で求めた分散var(r)の例を示す不ラフであり、(d)ステップ504で作成した信頼性関数f(r)を示すグラフであり、(e)ステップ505で求めたTGC補正関数W(r)の例を示すグラフである。(A) It is a graph which shows the example of the average value avr (r) calculated | required by step 501 of FIG. 5, (b) It is a graph which shows the example of normalization avr (r) calculated | required by step 502, (c) (D) A graph showing the reliability function f (r) created in step 504, (e) TGC correction obtained in step 505. It is a graph which shows the example of function W (r). 別の実施の形態による入力部4に自動補正指示受付部13を備えた超音波診断装置のブロック図である。It is a block diagram of the ultrasonic diagnosing device provided with the automatic correction instruction | indication reception part 13 in the input part 4 by another embodiment. 従来の超音波診断装置の構成を示すブロック図である。It is a block diagram which shows the structure of the conventional ultrasonic diagnostic apparatus.

符号の説明Explanation of symbols

1…探触子、2…超音波送受信部、3…ディジタルスキャンコンバータ、4…入力部、5…グラフィック表示部、6…合成回路、7…画像表示装置、8…制御部、8a…自動調整部、9…ゲインエンコーダ、10…TGCエンコーダ、11…r−θメモリ、12…x−yメモリ、13…自動補正指示受付部。   DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 ... Probe, 2 ... Ultrasonic transmission / reception part, 3 ... Digital scan converter, 4 ... Input part, 5 ... Graphic display part, 6 ... Composition circuit, 7 ... Image display apparatus, 8 ... Control part, 8a ... Automatic adjustment , 9 ... gain encoder, 10 ... TGC encoder, 11 ... r- [theta] memory, 12 ... xy memory, 13 ... automatic correction instruction receiving unit.

Claims (7)

被検体内に超音波ビームを送信し、反射エコー信号を受信する探触子と、前記探触子の受信した信号を増幅して輝度信号に変換する増幅部と、前記輝度信号を用いて画像データを作成し、画像表示装置に表示させる画像作成部と、制御部とを有し、
前記制御部は、前記増幅部の増幅率を補正するための増幅率補正手段を含み、
該増幅率補正手段は、前記画像データの輝度分布の累積ヒストグラム曲線を求め、求めた累積ヒストグラム曲線上の予め定めた累積頻度値に対応する輝度値を、予め定めた基準輝度値にシフトさせるための増幅率の補正値を演算により求め、前記増幅部の増幅率を補正することを特徴とする超音波診断装置。
A probe that transmits an ultrasonic beam into a subject and receives a reflected echo signal, an amplifying unit that amplifies the signal received by the probe and converts it into a luminance signal, and an image using the luminance signal An image creation unit that creates data and displays the data on the image display device, and a control unit,
The control unit includes amplification factor correction means for correcting the amplification factor of the amplification unit,
The amplification factor correction means obtains a cumulative histogram curve of the luminance distribution of the image data, and shifts a luminance value corresponding to a predetermined cumulative frequency value on the calculated cumulative histogram curve to a predetermined reference luminance value. An ultrasonic diagnostic apparatus characterized in that a correction value for the amplification factor is obtained by calculation and the amplification factor of the amplification unit is corrected.
請求項1に記載の超音波診断装置において、操作者から補正開始の指示を受け付ける受付手段をさらに有し、前記増幅率補正手段は、前記受付手段が補正開始の指示を受け付けた場合に前記増幅率の補正を行うことを特徴とする超音波診断装置。   2. The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1, further comprising accepting means for accepting an instruction to start correction from an operator, wherein the amplification factor correcting means performs amplification when the accepting means accepts an instruction to start correction. An ultrasonic diagnostic apparatus characterized by correcting a rate. 被検体内に超音波ビームを所定の走査範囲に送信し、反射エコー信号列を受信する探触子と、前記探触子の受信した受信信号を生体の深度に応じた増幅率で増幅する生体内減衰補償部と、増幅された前記受信信号を前記反射エコー信号列ごとに格納する格納部と、制御部とを有し、
前記制御部は、前記生体内減衰補償部の前記増幅率を深度ごとに補正するための増幅率補正手段を含み、
該増幅率補正手段は、前記格納部に前記反射エコー信号列ごとに格納されている前記受信信号の信号強度が小さい深度ほど前記増幅率を大きくする補正値を定める補正値決定手段と、前記格納部に前記反射エコー信号列ごとに格納されている前記受信信号の信号強度の分散を各深度について求め、該分散値が予め定めた基準値よりも小さい深度については、前記補正値決定手段が決定した前記補正値を小さくする重み付け値を前記深度ごとに定める重み付け手段とを有し、前記補正値決定手段は、前記格納部に前記反射エコー信号列ごとに格納されている前記受信信号の信号強度の平均値を各深度について求め、これを規格化した規格化平均値と基準値との差を前記補正値とする手段であり、
前記増幅率補正手段は、深度ごとに前記重み付け値によって重み付けされた前記補正値を用いて、前記生体内減衰補償部の前記増幅率を補正することを特徴とする超音波診断装置。
A probe that transmits an ultrasonic beam into a subject within a predetermined scanning range and receives a reflected echo signal sequence, and a live signal that amplifies the received signal received by the probe at an amplification factor according to the depth of the living body. A body attenuation compensation unit, a storage unit that stores the amplified received signal for each reflected echo signal sequence, and a control unit,
The control unit includes an amplification factor correction means for correcting the amplification factor of the in vivo attenuation compensation unit for each depth,
The gain correction means includes a correction value determination means for determining a correction value for increasing the gain as the signal intensity of the received signal stored in the storage unit for each reflected echo signal sequence is smaller, and the storage The signal intensity variance of the received signal stored for each reflected echo signal sequence is obtained for each depth, and the correction value determining means determines the depth for which the variance value is smaller than a predetermined reference value. Weighting means for determining a weighting value for decreasing the correction value for each depth, and the correction value determining means is a signal intensity of the received signal stored in the storage unit for each reflected echo signal sequence. Is a means for obtaining the average value of each depth, and using the difference between the standardized average value obtained by standardizing the average value and the reference value as the correction value,
The ultrasound diagnostic apparatus, wherein the amplification factor correction means corrects the amplification factor of the in- vivo attenuation compensator using the correction value weighted by the weighting value for each depth.
請求項3に記載の超音波診断装置において、前記補正値決定手段は、前記格納部に前記反射エコー信号列ごとに格納されている前記受信信号の信号強度の平均値を各深度について求め、これを規格化した規格化平均値と基準値との差を前記補正値とする手段であり、前記重み付け手段は、前記分散が基準値以上の深度は重み付け値1とし、前記分散が基準値より小さい深度は1より小さい重み付け値を定め、前記補正値を重み付けすることを特徴とする超音波診断装置。   The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 3, wherein the correction value determination unit obtains an average value of signal strengths of the received signals stored for each of the reflected echo signal sequences in the storage unit for each depth, and The difference between a standardized average value obtained by normalizing the value and a reference value is used as the correction value, and the weighting unit sets the depth where the variance is equal to or greater than the reference value to a weight value of 1, and the variance is smaller than the reference value. An ultrasonic diagnostic apparatus characterized in that a depth is set to a weight value smaller than 1 and the correction value is weighted. 被検体内に超音波ビームを所定の走査範囲に送信し、反射エコー信号列を受信する探触子と、前記探触子の受信した受信信号を生体の深度に応じた増幅率で増幅する生体内減衰補償部と、増幅された前記受信信号を前記反射エコー信号列ごとに格納する格納部と、制御部とを有し、
前記制御部は、前記生体内減衰補償部の前記増幅率を深度ごとに補正するための増幅率補正手段を含み、
該増幅率補正手段は、前記格納部に前記反射エコー信号列ごとに格納されている前記受信信号の信号強度が小さい深度ほど前記増幅率を大きくする補正値を定める補正値決定手段と、前記格納部に前記反射エコー信号列ごとに格納されている前記受信信号の信号強度の分散を各深度について求め、該分散値が予め定めた基準値よりも小さい深度については、前記補正値決定手段が決定した前記補正値を小さくする重み付け値を前記深度ごとに定める重み付け手段とを有し、前記重み付け手段は、前記分散が基準値である深度と同じかそれより浅い深度は重み付け値1とし、前記分散が基準値である深度より深い深度は、深度に伴い単調減少する重み付け値を定め、前記補正値を重み付けするものであり、
前記増幅率補正手段は、深度ごとに前記重み付け値によって重み付けされた前記補正値を用いて、前記生体内減衰補償部の前記増幅率を補正することを特徴とする超音波診断装置。
A probe that transmits an ultrasonic beam into a subject within a predetermined scanning range and receives a reflected echo signal sequence, and a live signal that amplifies the received signal received by the probe at an amplification factor according to the depth of the living body. A body attenuation compensation unit, a storage unit that stores the amplified received signal for each reflected echo signal sequence, and a control unit,
The control unit includes an amplification factor correction means for correcting the amplification factor of the in vivo attenuation compensation unit for each depth,
The gain correction means includes a correction value determination means for determining a correction value for increasing the gain as the signal intensity of the received signal stored in the storage unit for each reflected echo signal sequence is smaller, and the storage The signal intensity variance of the received signal stored for each reflected echo signal sequence is obtained for each depth, and the correction value determining means determines the depth for which the variance value is smaller than a predetermined reference value. A weighting unit that determines a weighting value for decreasing the correction value for each depth, wherein the weighting unit sets a weighting value of 1 when the variance is equal to or less than a depth at which the variance is a reference value. A depth deeper than the reference value is a weight value that monotonously decreases with depth, and weights the correction value.
The ultrasound diagnostic apparatus, wherein the amplification factor correction means corrects the amplification factor of the in- vivo attenuation compensator using the correction value weighted by the weighting value for each depth.
請求項3ないし5いずれか1項に記載の超音波診断装置において、前記探触子の受信した信号全体を所定の増幅率で増幅して輝度信号に変換する増幅部と、前記輝度信号を用いて画像データを作成し、画像表示装置に表示させる画像作成部とをさらに有し、
前記生体内減衰補償部は、前記増幅部で増幅された信号を、さらに深度に応じて増幅するものであり、
前記制御部は、前記増幅部の前記増幅率を補正するための増幅率補正手段を含み、
該増幅率補正手段は、前記画像データの輝度分布の累積ヒストグラム曲線を求め、求めた累積ヒストグラム曲線上の予め定めた累積頻度値に対応する輝度値を、予め定めた基準輝度値にシフトさせるための増幅率の補正値を演算により求め、前記増幅部の増幅率を補正することを特徴とする超音波診断装置。
The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 3, wherein an amplification unit that amplifies the entire signal received by the probe with a predetermined amplification factor and converts it into a luminance signal, and the luminance signal is used. An image creation unit that creates image data and displays the image data on an image display device,
The in-vivo attenuation compensation unit further amplifies the signal amplified by the amplification unit according to the depth,
The control unit includes an amplification factor correction means for correcting the amplification factor of the amplification unit,
The amplification factor correction means obtains a cumulative histogram curve of the luminance distribution of the image data, and shifts a luminance value corresponding to a predetermined cumulative frequency value on the calculated cumulative histogram curve to a predetermined reference luminance value. An ultrasonic diagnostic apparatus characterized in that a correction value for the amplification factor is obtained by calculation and the amplification factor of the amplification unit is corrected.
請求項3ないしのいずれかに記載の超音波診断装置において、操作者から補正開始の指示を受け付ける受付手段をさらに有し、前記増幅率補正手段は、前記受付手段が補正開始の指示を受け付けた場合に前記増幅率の補正を行うことを特徴とする超音波診断装置。 The ultrasonic diagnostic apparatus according to any one of claims 3 to 6, further comprising a receiving means for receiving an instruction correction start from an operator, wherein the amplification factor correcting means, the receiving means receives an instruction correction start An ultrasonic diagnostic apparatus that corrects the amplification factor in the event of a failure.
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