JPH0975348A - 超音波診断装置 - Google Patents
超音波診断装置Info
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- JPH0975348A JPH0975348A JP23407595A JP23407595A JPH0975348A JP H0975348 A JPH0975348 A JP H0975348A JP 23407595 A JP23407595 A JP 23407595A JP 23407595 A JP23407595 A JP 23407595A JP H0975348 A JPH0975348 A JP H0975348A
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Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
- A61B8/48—Diagnostic techniques
- A61B8/481—Diagnostic techniques involving the use of contrast agent, e.g. microbubbles introduced into the bloodstream
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
- A61B8/06—Measuring blood flow
Abstract
(57)【要約】
【課題】本発明の目的は、造影前後で特定のダイナミッ
クレンジ内のデータの表現形式が変化せず、且つ造影効
果により特定のダイナミックレンジを超過するデータを
識別可能に表示することのできる超音波診断装置を提供
すること。 【解決手段】本発明は、被検体に造影剤を投与し、その
断面を超音波で走査し、得られた受信信号に基づいて組
織情報又は移動体情報に関するデータを得、このデータ
に基づいて断面の画像を表示する超音波診断装置におい
て、上記データは、造影前には第１のダイナミックレン
ジで得られ、造影後には第１のダイナミックレンジより
広い第２のダイナミックレンジで得られ、第１のダイナ
ミックレンジの範囲内では第１のカラーマップにしたが
って表示データに変換され、第１のダイナミックレンジ
を超過するデータは第２のカラーマップにしたがって表
示データに変換されることを特徴とする。
クレンジ内のデータの表現形式が変化せず、且つ造影効
果により特定のダイナミックレンジを超過するデータを
識別可能に表示することのできる超音波診断装置を提供
すること。 【解決手段】本発明は、被検体に造影剤を投与し、その
断面を超音波で走査し、得られた受信信号に基づいて組
織情報又は移動体情報に関するデータを得、このデータ
に基づいて断面の画像を表示する超音波診断装置におい
て、上記データは、造影前には第１のダイナミックレン
ジで得られ、造影後には第１のダイナミックレンジより
広い第２のダイナミックレンジで得られ、第１のダイナ
ミックレンジの範囲内では第１のカラーマップにしたが
って表示データに変換され、第１のダイナミックレンジ
を超過するデータは第２のカラーマップにしたがって表
示データに変換されることを特徴とする。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、被検体に造影剤を
投与し、被検体の断面を超音波で走査し、得られた受信
信号に基づいて断面の組織情報又は移動体情報に関する
データを得、データに基づいて断面の画像を表示する超
音波診断装置に関する。
投与し、被検体の断面を超音波で走査し、得られた受信
信号に基づいて断面の組織情報又は移動体情報に関する
データを得、データに基づいて断面の画像を表示する超
音波診断装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】超音波の医学的な応用としては種々の装
置があるが、その主流は超音波パルス反射法を用いて、
生体断面の組織像又は血流像（移動体像）を得る超音波
診断装置である。この超音波診断装置は無侵襲検査法
で、組織像や血流像を表示するものであり、Ｘ線診断装
置、Ｘ線ＣＴ装置、ＭＲＩおよび核医学診断装置などの
他の診断装置に比べて、リアルタイム表示が可能、装置
が小型で安価、Ｘ線などの被爆がなく安全性が高い、血
流の動態観測が可能であるなどの特徴を有している。こ
のため心臓、腹部、乳腺、泌尿器、および産婦人科など
で広く超音波診断が行われている。
置があるが、その主流は超音波パルス反射法を用いて、
生体断面の組織像又は血流像（移動体像）を得る超音波
診断装置である。この超音波診断装置は無侵襲検査法
で、組織像や血流像を表示するものであり、Ｘ線診断装
置、Ｘ線ＣＴ装置、ＭＲＩおよび核医学診断装置などの
他の診断装置に比べて、リアルタイム表示が可能、装置
が小型で安価、Ｘ線などの被爆がなく安全性が高い、血
流の動態観測が可能であるなどの特徴を有している。こ
のため心臓、腹部、乳腺、泌尿器、および産婦人科など
で広く超音波診断が行われている。
【０００３】このような超音波診断装置において、近
年、ノイズ成分を減少させるために、血流のパワーデー
タをフレーム単位で加算し表示するいわゆるパワーモー
ドと呼ばれる表示法が開発されている。なお、血流のパ
ワーデータとは、ＭＴＩフィルタのカットオフ周波数に
相当する以上の動きを有する反射体（血球）からの受信
信号の振幅の２乗を意味する。この表示法では、図４
（ａ）に示すようなカラーマップ（カラースケール又は
カラーテーブルともいう）を用いて、色相を特定の色
（赤色）で固定し、データの大きさを輝度の変化で表現
して、黒から暗い赤、さらに明るい赤へとコントラスト
をつけている。
年、ノイズ成分を減少させるために、血流のパワーデー
タをフレーム単位で加算し表示するいわゆるパワーモー
ドと呼ばれる表示法が開発されている。なお、血流のパ
ワーデータとは、ＭＴＩフィルタのカットオフ周波数に
相当する以上の動きを有する反射体（血球）からの受信
信号の振幅の２乗を意味する。この表示法では、図４
（ａ）に示すようなカラーマップ（カラースケール又は
カラーテーブルともいう）を用いて、色相を特定の色
（赤色）で固定し、データの大きさを輝度の変化で表現
して、黒から暗い赤、さらに明るい赤へとコントラスト
をつけている。
【０００４】ところで、近年、反射強度が著しく大きく
なるような例えば微小気泡が超音波の造影剤として検討
され、許認可を待つばかりと言う段階にある。この造影
剤によると、ゲインが一定という条件のもとでは、デー
タのダイナミックレンジ（ＤＲ）は、造影前のデータの
ダイナミックレンジより広くなる。例えば、造影前のデ
ータは20dBという第１のダイナミックレンジで得られ、
造影後のデータは第１のダイナミックレンジより広い、
40dBという第２のダイナミックレンジで得られる。した
がって、図４（ｂ）に示すように、比較的パワーの低い
血流（微量な血流）にもコントラストを付けて診断可能
になる。
なるような例えば微小気泡が超音波の造影剤として検討
され、許認可を待つばかりと言う段階にある。この造影
剤によると、ゲインが一定という条件のもとでは、デー
タのダイナミックレンジ（ＤＲ）は、造影前のデータの
ダイナミックレンジより広くなる。例えば、造影前のデ
ータは20dBという第１のダイナミックレンジで得られ、
造影後のデータは第１のダイナミックレンジより広い、
40dBという第２のダイナミックレンジで得られる。した
がって、図４（ｂ）に示すように、比較的パワーの低い
血流（微量な血流）にもコントラストを付けて診断可能
になる。
【０００５】しかし、この造影検査には、図４（ｂ）に
示すように、造影効果により20dBを越えるデータについ
ては、コントラストが付かず、全て同じ最明度の赤で表
現されてしまういわゆる輝度飽和現象が生じてしまう。
この問題は、ゲインを造影前より低下させるように最調
整することにより解決できるが、パワーと輝度との対応
関係がゲインの調整前後で変化してしまう。しかも、オ
ペレータは診断中、超音波プローブを同位置に保持しな
ければならず、しかもこの保持作業のもとで造影剤を投
与するという作業が課せられており既に手一杯で、とて
もゲイン調整にかかる余裕はなく、ゲイン調整作業を強
行すると超音波プローブの位置がずれてしまったり、予
定した投与量や投与時間等に誤差が生じる危険性も生じ
る。
示すように、造影効果により20dBを越えるデータについ
ては、コントラストが付かず、全て同じ最明度の赤で表
現されてしまういわゆる輝度飽和現象が生じてしまう。
この問題は、ゲインを造影前より低下させるように最調
整することにより解決できるが、パワーと輝度との対応
関係がゲインの調整前後で変化してしまう。しかも、オ
ペレータは診断中、超音波プローブを同位置に保持しな
ければならず、しかもこの保持作業のもとで造影剤を投
与するという作業が課せられており既に手一杯で、とて
もゲイン調整にかかる余裕はなく、ゲイン調整作業を強
行すると超音波プローブの位置がずれてしまったり、予
定した投与量や投与時間等に誤差が生じる危険性も生じ
る。
【０００６】このような問題を解決するために、造影効
果によるダイナミックレンジの拡大を見越して、図５
（ａ），（ｂ）に示すように第２のダイナミックレンジ
が装置固有の輝度階調幅の全域に対応するように、造影
前に予めゲインを調整しておくことが考えられる。しか
し、この方法では、造影前には、装置固有の輝度階調幅
の約半分しか活用できないので、コントラストが悪いと
いう問題を抱えている。
果によるダイナミックレンジの拡大を見越して、図５
（ａ），（ｂ）に示すように第２のダイナミックレンジ
が装置固有の輝度階調幅の全域に対応するように、造影
前に予めゲインを調整しておくことが考えられる。しか
し、この方法では、造影前には、装置固有の輝度階調幅
の約半分しか活用できないので、コントラストが悪いと
いう問題を抱えている。
【０００７】
【発明が解決しようとする課題】本発明は上記事情に鑑
みてなされたものであり、その目的は、造影前後で特定
のダイナミックレンジ内のデータの表現形式が変化せ
ず、且つ造影効果により特定のダイナミックレンジを超
過するデータを識別可能に表示することのできる超音波
診断装置を提供することである。
みてなされたものであり、その目的は、造影前後で特定
のダイナミックレンジ内のデータの表現形式が変化せ
ず、且つ造影効果により特定のダイナミックレンジを超
過するデータを識別可能に表示することのできる超音波
診断装置を提供することである。
【０００８】
【課題を解決するための手段】本発明は、被検体に造影
剤を投与し、前記被検体の断面を超音波で走査し、得ら
れた受信信号に基づいて組織情報又は移動体情報に関す
るデータを得、前記データに基づいて前記被検体の断面
の画像を表示する超音波診断装置において、前記データ
は、造影前には第１のダイナミックレンジで得られ、造
影後には前記第１のダイナミックレンジより広い第２の
ダイナミックレンジで得られ、前記第１のダイナミック
レンジの範囲内では第１のカラーマップにしたがって表
示データに変換され、前記第２のダイナミックレンジの
範囲内であって前記第１のダイナミックレンジを超過す
る範囲内では第２のカラーマップにしたがって表示デー
タに変換されることを特徴とする。
剤を投与し、前記被検体の断面を超音波で走査し、得ら
れた受信信号に基づいて組織情報又は移動体情報に関す
るデータを得、前記データに基づいて前記被検体の断面
の画像を表示する超音波診断装置において、前記データ
は、造影前には第１のダイナミックレンジで得られ、造
影後には前記第１のダイナミックレンジより広い第２の
ダイナミックレンジで得られ、前記第１のダイナミック
レンジの範囲内では第１のカラーマップにしたがって表
示データに変換され、前記第２のダイナミックレンジの
範囲内であって前記第１のダイナミックレンジを超過す
る範囲内では第２のカラーマップにしたがって表示デー
タに変換されることを特徴とする。
【０００９】造影剤の前後で、第１のダイナミックレン
ジの範囲内のデータは、同じ第１のカラーマップにした
がって表示データに変換される。したがって、造影剤の
前後で、第１のダイナミックレンジの範囲内のデータの
表現が変化して、観察者がデータの大きさの認識に戸惑
うことがない。また、造影により第１のダイナミックレ
ンジを超過したデータは、第２のカラーマップにしたが
って表示データに変換される。したがって、造影剤前後
でゲイン調整不要にして、第１のダイナミックレンジを
超えるデータを識別可能に表現することができる。
ジの範囲内のデータは、同じ第１のカラーマップにした
がって表示データに変換される。したがって、造影剤の
前後で、第１のダイナミックレンジの範囲内のデータの
表現が変化して、観察者がデータの大きさの認識に戸惑
うことがない。また、造影により第１のダイナミックレ
ンジを超過したデータは、第２のカラーマップにしたが
って表示データに変換される。したがって、造影剤前後
でゲイン調整不要にして、第１のダイナミックレンジを
超えるデータを識別可能に表現することができる。
【００１０】
【発明の実施の形態】以下に、本発明の実施の形態を図
面を参照して説明する。本実施の形態による超音波診断
装置は、図１に示すように、システムコントローラ９を
制御中枢として以下のように構成される。プローブ１
は、その先端に圧電素子アレイを装備してなる。送信系
２は、図示しないが、クロック発生器、レートパルス発
生器、送信遅延回路、パルサから構成される。クロック
発生器は、クロックパルスを発生する。レートパルス発
生器は、クロックパルスを分周し、例えば５ＫＨｚのレ
ートパルスを発生する。このレートパルスは、チャンネ
ル数分に分配され、送信遅延回路で超音波をビーム状に
集束し、且つ超音波ビームを予定の方向に振るために必
要な遅延時間を与えられ、パルサに送り込まれる。パル
サは、レートパルスを受けたタイミングで高周波の電圧
パルスをプローブ１の圧電素子アレイに供給される。こ
れにより、プローブ１から超音波パルスが被検体内に送
信される。送信された超音波パルスは、音響インピーダ
ンスの境界で反射する。この反射波は、プローブ１の圧
電素子アレイで受信され、電気信号に変換され、受信系
３に受信信号として取り込まれる。
面を参照して説明する。本実施の形態による超音波診断
装置は、図１に示すように、システムコントローラ９を
制御中枢として以下のように構成される。プローブ１
は、その先端に圧電素子アレイを装備してなる。送信系
２は、図示しないが、クロック発生器、レートパルス発
生器、送信遅延回路、パルサから構成される。クロック
発生器は、クロックパルスを発生する。レートパルス発
生器は、クロックパルスを分周し、例えば５ＫＨｚのレ
ートパルスを発生する。このレートパルスは、チャンネ
ル数分に分配され、送信遅延回路で超音波をビーム状に
集束し、且つ超音波ビームを予定の方向に振るために必
要な遅延時間を与えられ、パルサに送り込まれる。パル
サは、レートパルスを受けたタイミングで高周波の電圧
パルスをプローブ１の圧電素子アレイに供給される。こ
れにより、プローブ１から超音波パルスが被検体内に送
信される。送信された超音波パルスは、音響インピーダ
ンスの境界で反射する。この反射波は、プローブ１の圧
電素子アレイで受信され、電気信号に変換され、受信系
３に受信信号として取り込まれる。
【００１１】受信系３は、図示しないが、プリアンプ、
受信遅延回路、加算器から構成される。プリアンプによ
り増幅された受信信号は、受信遅延回路で送信時とは逆
の遅延時間を与えられ、加算器で加算される。これによ
り送受信の遅延時間制御に応じた特定の方向成分が強調
されたエコー信号が得られる。
受信遅延回路、加算器から構成される。プリアンプによ
り増幅された受信信号は、受信遅延回路で送信時とは逆
の遅延時間を与えられ、加算器で加算される。これによ
り送受信の遅延時間制御に応じた特定の方向成分が強調
されたエコー信号が得られる。
【００１２】エコー信号は、Ｂモード像演算系４、ＣＦ
Ｍ演算系５に取り込まれる。Ｂモード像演算系４は、エ
コー信号の包絡線を検波し、ディジタルデータに変換し
て、Ｂモード像データとしてディジタル・スキャン・コ
ンバータ（ＤＳＣ）６に送り込む。
Ｍ演算系５に取り込まれる。Ｂモード像演算系４は、エ
コー信号の包絡線を検波し、ディジタルデータに変換し
て、Ｂモード像データとしてディジタル・スキャン・コ
ンバータ（ＤＳＣ）６に送り込む。
【００１３】ＣＦＭ演算系５は、図示しないが、直交位
相検波回路、Ａ／Ｄ変換器、ＭＴＩフィルタ、自己相関
器、ドプラ演算部から構成される。直交位相検波回路
は、エコー信号を超音波の基本周波数ｆ0 （例えばｆ0
＝３．５ＭＨｚ）の参照信号とミキシングし、またエコ
ー信号を90°移相した参照信号とミキシングし、各ミキ
シング信号の高周波成分を除去することにより、血流等
の移動体の速度による偏移周波数成分からなる実部、虚
部に相当する２系統のドプラ信号を得る。ドプラ信号は
Ａ／Ｄ変換器によりディジタル化され、ＭＴＩフィルタ
に送られる。ＭＴＩフィルタは、ドプラ信号から比較的
動きの遅い低周波のクラッタ成分を除去し、比較的動き
の速い高周波の血流成分を抽出する。自己相関器は血流
成分をリアルタイムで周波数解析し、ドプラ演算部は解
析結果に基づいて血流の平均速度、分散、パワーを演算
する。また、ドプラ演算部は、パワーモード時には、パ
ワーをフレーム間で加算平均することによりアンギオデ
ータを演算し、ＤＳＣ６に送り込む。
相検波回路、Ａ／Ｄ変換器、ＭＴＩフィルタ、自己相関
器、ドプラ演算部から構成される。直交位相検波回路
は、エコー信号を超音波の基本周波数ｆ0 （例えばｆ0
＝３．５ＭＨｚ）の参照信号とミキシングし、またエコ
ー信号を90°移相した参照信号とミキシングし、各ミキ
シング信号の高周波成分を除去することにより、血流等
の移動体の速度による偏移周波数成分からなる実部、虚
部に相当する２系統のドプラ信号を得る。ドプラ信号は
Ａ／Ｄ変換器によりディジタル化され、ＭＴＩフィルタ
に送られる。ＭＴＩフィルタは、ドプラ信号から比較的
動きの遅い低周波のクラッタ成分を除去し、比較的動き
の速い高周波の血流成分を抽出する。自己相関器は血流
成分をリアルタイムで周波数解析し、ドプラ演算部は解
析結果に基づいて血流の平均速度、分散、パワーを演算
する。また、ドプラ演算部は、パワーモード時には、パ
ワーをフレーム間で加算平均することによりアンギオデ
ータを演算し、ＤＳＣ６に送り込む。
【００１４】カラー処理回路７は、例えばＲＯＭ化によ
り実装されるパワーモードカラーマップと、造影剤診断
用パワーモードカラーマップとをシステムコントローラ
９の制御にしたがって選択的に用いて、アンギオデータ
にその大きさいに応じて輝度情報及び色相情報（ＲＧ
Ｂ）を割り当て、ＣＲＴ８に送り込む。
り実装されるパワーモードカラーマップと、造影剤診断
用パワーモードカラーマップとをシステムコントローラ
９の制御にしたがって選択的に用いて、アンギオデータ
にその大きさいに応じて輝度情報及び色相情報（ＲＧ
Ｂ）を割り当て、ＣＲＴ８に送り込む。
【００１５】システムコントローラ９は、コンソール１
０に装備されている造影剤診断モード起動スイッチ１１
がＯＦＦ状態のとき、パワーモードカラーマップを適用
するようにカラー処理回路７を制御する。システムコン
トローラ９は、コンソール１０に装備されている造影剤
診断モード起動スイッチ１１がオペレータによりＯＮ状
態に切替られたとき、造影剤診断用パワーモードカラー
マップを適用するようにカラー処理回路７を制御する。
造影剤診断モード起動スイッチ１１は、造影剤を被検体
に投与して、アンギオ検査を行うときにＯＮされる。
０に装備されている造影剤診断モード起動スイッチ１１
がＯＦＦ状態のとき、パワーモードカラーマップを適用
するようにカラー処理回路７を制御する。システムコン
トローラ９は、コンソール１０に装備されている造影剤
診断モード起動スイッチ１１がオペレータによりＯＮ状
態に切替られたとき、造影剤診断用パワーモードカラー
マップを適用するようにカラー処理回路７を制御する。
造影剤診断モード起動スイッチ１１は、造影剤を被検体
に投与して、アンギオ検査を行うときにＯＮされる。
【００１６】パワーモードカラーマップ（第１のカラー
マップ）は、図４（ａ）に示したと同じものであり、造
影されていないアンギオデータを対象として、色相を特
定の色（赤色）で固定し、アンギオデータの大きさを輝
度の変化で表現して、黒から暗い赤、さらに明るい赤へ
とコントラストがつくように形成される。例えば、ゲイ
ン調整により、アンギオデータは、例えば２０ｄＢとい
うダイナミックレンジの範囲内で得られる。パワーモー
ドカラーマップでは、造影されていないアンギオデータ
を最大にコントラストで表現できるように、２０ｄＢの
ダイナミックレンジが、装置固有（ＣＲＴ固有）の輝度
階調幅、例えば２５６階調の全域に対応されている。
マップ）は、図４（ａ）に示したと同じものであり、造
影されていないアンギオデータを対象として、色相を特
定の色（赤色）で固定し、アンギオデータの大きさを輝
度の変化で表現して、黒から暗い赤、さらに明るい赤へ
とコントラストがつくように形成される。例えば、ゲイ
ン調整により、アンギオデータは、例えば２０ｄＢとい
うダイナミックレンジの範囲内で得られる。パワーモー
ドカラーマップでは、造影されていないアンギオデータ
を最大にコントラストで表現できるように、２０ｄＢの
ダイナミックレンジが、装置固有（ＣＲＴ固有）の輝度
階調幅、例えば２５６階調の全域に対応されている。
【００１７】造影剤診断用パワーモードカラーマップ
は、第１のカラーマップと、第２のカラーマップとから
なる。第１のカラーマップは、第１のダイナミックレン
ジのアンギオデータに適用される。第２のカラーマップ
は、造影効果により、第２のダイナミックレンジの範囲
内であって、第１のダイナミックレンジを超過したアン
ギオデータに適用される。第１のカラーマップにより、
アンギオデータはその大きさが輝度の変化で表現される
ように表示データに変換される。第２のカラーマップに
より、アンギオデータはその大きさが色相の変化で表現
されるように表示データに変換される。
は、第１のカラーマップと、第２のカラーマップとから
なる。第１のカラーマップは、第１のダイナミックレン
ジのアンギオデータに適用される。第２のカラーマップ
は、造影効果により、第２のダイナミックレンジの範囲
内であって、第１のダイナミックレンジを超過したアン
ギオデータに適用される。第１のカラーマップにより、
アンギオデータはその大きさが輝度の変化で表現される
ように表示データに変換される。第２のカラーマップに
より、アンギオデータはその大きさが色相の変化で表現
されるように表示データに変換される。
【００１８】第１のダイナミックレンジは、例えば２０
ｄＢである。第１のカラーマップでは、第１のダイナミ
ックレンジは、装置固有（ＣＲＴ固有）の輝度階調幅、
例えば２５６階調の全域に対応されている。造影前のア
ンギオデータは第１のダイナミックレンジの範囲内で得
られ、造影前のアンギオデータの最大値が最高輝度が割
り当てられるように、ゲイン調整がなされる、第１のダ
イナミックレンジの範囲内のアンギオデータは、第１の
カラーマップにより、特定の色（赤色）の色相情報と、
アンギオデータの大きさに応じた輝度情報とからなる表
示データに変換される。
ｄＢである。第１のカラーマップでは、第１のダイナミ
ックレンジは、装置固有（ＣＲＴ固有）の輝度階調幅、
例えば２５６階調の全域に対応されている。造影前のア
ンギオデータは第１のダイナミックレンジの範囲内で得
られ、造影前のアンギオデータの最大値が最高輝度が割
り当てられるように、ゲイン調整がなされる、第１のダ
イナミックレンジの範囲内のアンギオデータは、第１の
カラーマップにより、特定の色（赤色）の色相情報と、
アンギオデータの大きさに応じた輝度情報とからなる表
示データに変換される。
【００１９】第２のダイナミックレンジは、例えば４０
ｄＢであり、造影前に調整されたゲインが維持されてい
る状態のままで、造影後により得られるアンギオデータ
のダイナミックレンジに相当する。第２のダイナミック
レンジの範囲内であって、第１のダイナミックレンジを
超過するアンギオデータは、第２のカラーマップによ
り、特定の固定的な輝度（最高輝度）の輝度情報と、ア
ンギオデータの大きさに応じて色相が変化する色相情報
とからなる表示データの変換される。例えば、色相情報
は、アンギオデータの値の増加に応じて、赤色に混合さ
れる黄色成分の割合が増加し、最終的に第２のダイナミ
ックレンジの最大値で緑色になるように変化するように
アンギオデータに与えられる。
ｄＢであり、造影前に調整されたゲインが維持されてい
る状態のままで、造影後により得られるアンギオデータ
のダイナミックレンジに相当する。第２のダイナミック
レンジの範囲内であって、第１のダイナミックレンジを
超過するアンギオデータは、第２のカラーマップによ
り、特定の固定的な輝度（最高輝度）の輝度情報と、ア
ンギオデータの大きさに応じて色相が変化する色相情報
とからなる表示データの変換される。例えば、色相情報
は、アンギオデータの値の増加に応じて、赤色に混合さ
れる黄色成分の割合が増加し、最終的に第２のダイナミ
ックレンジの最大値で緑色になるように変化するように
アンギオデータに与えられる。
【００２０】このような第１、第２のカラーマップから
構成される造影剤診断用パワーモードカラーマップの採
用により次のような作用が実現される。造影前のアンギ
オデータが、２０ｄＢという第１のダイナミックレンジ
で得られるように、ゲイン調整がなされる。このゲイン
のままで、造影剤効果が発揮されると、造影後のアンギ
オデータは、４０ｄＢという第２のダイナミックレンジ
で得られる。
構成される造影剤診断用パワーモードカラーマップの採
用により次のような作用が実現される。造影前のアンギ
オデータが、２０ｄＢという第１のダイナミックレンジ
で得られるように、ゲイン調整がなされる。このゲイン
のままで、造影剤効果が発揮されると、造影後のアンギ
オデータは、４０ｄＢという第２のダイナミックレンジ
で得られる。
【００２１】図３（ａ）は造影前の状態、図３（ｂ）は
造影後の状態を示している。なお図３（ａ）と図３
（ｂ）との間で、黒四角印、黒三角印、黒星印、黒丸印
は対応しており、造影前にはそれぞれ０ｄＢ，０ｄＢ，
３ｄＢ，１８ｄＢであり、造影後にはそれぞれ６ｄＢ，
１２ｄＢ，２３ｄＢ，３８ｄＢに増強されることを示し
ている。
造影後の状態を示している。なお図３（ａ）と図３
（ｂ）との間で、黒四角印、黒三角印、黒星印、黒丸印
は対応しており、造影前にはそれぞれ０ｄＢ，０ｄＢ，
３ｄＢ，１８ｄＢであり、造影後にはそれぞれ６ｄＢ，
１２ｄＢ，２３ｄＢ，３８ｄＢに増強されることを示し
ている。
【００２２】造影前のアンギオデータには、特定の色
（赤色）の色相情報と、アンギオデータの大きさに応じ
た輝度情報とが与えられる。第１のダイナミックレンジ
は装置固有（ＣＲＴ固有）の輝度階調幅、例えば２５６
階調の全域に対応されている。したがって、造影前のア
ンギオデータは、黒から、暗い赤を経て、最明度の赤へ
と、最大のコントラストでもって輝度変化により表現さ
れる。
（赤色）の色相情報と、アンギオデータの大きさに応じ
た輝度情報とが与えられる。第１のダイナミックレンジ
は装置固有（ＣＲＴ固有）の輝度階調幅、例えば２５６
階調の全域に対応されている。したがって、造影前のア
ンギオデータは、黒から、暗い赤を経て、最明度の赤へ
と、最大のコントラストでもって輝度変化により表現さ
れる。
【００２３】造影後において、第１のダイナミックレン
ジの範囲内のアンギオデータには、造影前と同様に、特
定の色（赤色）の色相情報と、アンギオデータの大きさ
に応じた輝度情報とが与えられ、最大のコントラストで
もって輝度変化により表現される。また、第２のダイナ
ミックレンジの範囲内であって、造影効果により第１の
ダイナミックレンジを超過するアンギオデータ（輝度飽
和データ）には、輝度変化がないように特定の輝度（最
高輝度）の輝度情報が与えられ、さらにアンギオデータ
の大きさに応じて色相が変化するように色相情報が与え
られる。これにより、造影剤効果により、第１のダイナ
ミックレンジを超過するアンギオデータは、赤色から、
黄色を経て、緑色に変化するような色相の変化で表現さ
れる。
ジの範囲内のアンギオデータには、造影前と同様に、特
定の色（赤色）の色相情報と、アンギオデータの大きさ
に応じた輝度情報とが与えられ、最大のコントラストで
もって輝度変化により表現される。また、第２のダイナ
ミックレンジの範囲内であって、造影効果により第１の
ダイナミックレンジを超過するアンギオデータ（輝度飽
和データ）には、輝度変化がないように特定の輝度（最
高輝度）の輝度情報が与えられ、さらにアンギオデータ
の大きさに応じて色相が変化するように色相情報が与え
られる。これにより、造影剤効果により、第１のダイナ
ミックレンジを超過するアンギオデータは、赤色から、
黄色を経て、緑色に変化するような色相の変化で表現さ
れる。
【００２４】比較的微量の血流に相当するような０ｄＢ
〜２０ｄＢ（第１のダイナミックレンジ）の範囲内のア
ンギオデータは、造影前にはコントラストが付かず、識
別不能であったが、造影後にはコントラストが付いて、
識別可能になる。また、比較的多量の血流に相当するよ
うな、造影前からコントラストが付いて、識別可能であ
った２０ｄＢ〜４０ｄＢ（第１のダイナミックレンジ超
過）の範囲内のアンギオデータは、最高輝度で輝度飽和
現象を起こしているが、色相の変化が付いて、識別可能
である。
〜２０ｄＢ（第１のダイナミックレンジ）の範囲内のア
ンギオデータは、造影前にはコントラストが付かず、識
別不能であったが、造影後にはコントラストが付いて、
識別可能になる。また、比較的多量の血流に相当するよ
うな、造影前からコントラストが付いて、識別可能であ
った２０ｄＢ〜４０ｄＢ（第１のダイナミックレンジ超
過）の範囲内のアンギオデータは、最高輝度で輝度飽和
現象を起こしているが、色相の変化が付いて、識別可能
である。
【００２５】このように、第１のダイナミックレンジの
範囲内のデータは輝度の変化で表現され、第１のダイナ
ミックレンジ外であって第２のダイナミックレンジの範
囲内のデータは色相の変化で表現される。造影前のデー
タは第１のダイナミックレンジで得られ、造影後のデー
タは第１のダイナミックレンジより広い第２のダイナミ
ックレンジで得られる。造影前においては、データの大
きさ、例えば血流量の相違が、最大のコントラストでも
って、輝度変化で表現される。また、造影後において
は、第１のダイナミックレンジの範囲内のデータはその
大きさが輝度変化で表現され、造影剤効果により第１の
ダイナミックレンジを超過するデータについては、色相
変化で識別可能に表現できる。しかも、造影後のゲイン
の再調整は不要である。さらに、第１のダイナミックレ
ンジの範囲内のデータの値と、輝度との対応関係が造影
前後で変化しないため、診断が容易になる。本発明は上
述した実施の形態に限定されることなく種々変形して実
施可能である。
範囲内のデータは輝度の変化で表現され、第１のダイナ
ミックレンジ外であって第２のダイナミックレンジの範
囲内のデータは色相の変化で表現される。造影前のデー
タは第１のダイナミックレンジで得られ、造影後のデー
タは第１のダイナミックレンジより広い第２のダイナミ
ックレンジで得られる。造影前においては、データの大
きさ、例えば血流量の相違が、最大のコントラストでも
って、輝度変化で表現される。また、造影後において
は、第１のダイナミックレンジの範囲内のデータはその
大きさが輝度変化で表現され、造影剤効果により第１の
ダイナミックレンジを超過するデータについては、色相
変化で識別可能に表現できる。しかも、造影後のゲイン
の再調整は不要である。さらに、第１のダイナミックレ
ンジの範囲内のデータの値と、輝度との対応関係が造影
前後で変化しないため、診断が容易になる。本発明は上
述した実施の形態に限定されることなく種々変形して実
施可能である。
【００２６】
【発明の効果】本発明は、被検体に造影剤を投与し、前
記被検体の断面を超音波で走査し、得られた受信信号に
基づいて組織情報又は移動体情報に関するデータを得、
前記データに基づいて前記被検体の断面の画像を表示す
る超音波診断装置において、前記データは、造影前には
第１のダイナミックレンジで得られ、造影後には前記第
１のダイナミックレンジより広い第２のダイナミックレ
ンジで得られ、前記第１のダイナミックレンジの範囲内
では第１のカラーマップにしたがって表示データに変換
され、前記第２のダイナミックレンジの範囲内であって
前記第１のダイナミックレンジを超過する範囲内では第
２のカラーマップにしたがって表示データに変換される
ことを特徴とする。
記被検体の断面を超音波で走査し、得られた受信信号に
基づいて組織情報又は移動体情報に関するデータを得、
前記データに基づいて前記被検体の断面の画像を表示す
る超音波診断装置において、前記データは、造影前には
第１のダイナミックレンジで得られ、造影後には前記第
１のダイナミックレンジより広い第２のダイナミックレ
ンジで得られ、前記第１のダイナミックレンジの範囲内
では第１のカラーマップにしたがって表示データに変換
され、前記第２のダイナミックレンジの範囲内であって
前記第１のダイナミックレンジを超過する範囲内では第
２のカラーマップにしたがって表示データに変換される
ことを特徴とする。
【００２７】造影剤の前後で、第１のダイナミックレン
ジの範囲内のデータは、同じ第１のカラーマップにした
がって表示データに変換される。したがって、造影剤の
前後で、第１のダイナミックレンジの範囲内のデータの
表現が変化して、観察者がデータの大きさの認識に戸惑
うことがない。また、造影により第１のダイナミックレ
ンジを超過したデータは、第２のカラーマップにしたが
って表示データに変換される。したがって、造影剤前後
でゲイン調整不要にして、第１のダイナミックレンジを
超えるデータを識別可能に表現することができる。
ジの範囲内のデータは、同じ第１のカラーマップにした
がって表示データに変換される。したがって、造影剤の
前後で、第１のダイナミックレンジの範囲内のデータの
表現が変化して、観察者がデータの大きさの認識に戸惑
うことがない。また、造影により第１のダイナミックレ
ンジを超過したデータは、第２のカラーマップにしたが
って表示データに変換される。したがって、造影剤前後
でゲイン調整不要にして、第１のダイナミックレンジを
超えるデータを識別可能に表現することができる。
【図１】本発明の一実施の形態による超音波診断装置の
ブロック図。
ブロック図。
【図２】造影モードに対応するカラーマップの模式図。
【図３】図２のカラーマップの作用説明図。
【図４】従来のカラーマップの模式図。
【図５】従来の他のカラーマップの模式図。
１…超音波プローブ、 ２…送信系、 ３…受信系、 ４…Ｂモード像演算系、 ５…ＣＦＭ演算系、 ６…ディジタルスキャンコンバータ、 ７…カラー処理回路、 ８…ＣＲＴ、 ９…システムコントローラ、 １０…コンソール、 １１…造影剤診断モード起動スイッチ、 １２…パワーモードカラーマップ、 １３…造影剤診断用パワーモードカラーマップ。
Claims (4)
- 【請求項１】 被検体に造影剤を投与し、前記被検体の
断面を超音波で走査し、得られた受信信号に基づいて組
織情報又は移動体情報に関するデータを得、前記データ
に基づいて前記被検体の断面の画像を表示する超音波診
断装置において、 前記データは、造影前には第１のダイナミックレンジで
得られ、造影後には前記第１のダイナミックレンジより
広い第２のダイナミックレンジで得られ、前記第１のダ
イナミックレンジの範囲内では第１のカラーマップにし
たがって表示データに変換され、前記第２のダイナミッ
クレンジの範囲内であって前記第１のダイナミックレン
ジを超過する範囲内では第２のカラーマップにしたがっ
て表示データに変換されることを特徴とする超音波診断
装置。 - 【請求項２】 前記データの大きさは、前記第１のダイ
ナミックレンジの範囲内では前記第１のカラーマップに
したがって輝度変化として表現され、前記第２のダイナ
ミックレンジの範囲内であって前記第１のダイナミック
レンジを超過する範囲内では前記第２のカラーマップに
したがって色相変化として表現され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】 前記データは前記第１のダイナミックレ
ンジの範囲内では特定色で固定的に表現されることを特
徴とする請求項２記載の超音波診断装置。 - 【請求項４】 前記データは前記移動体の反射のパワー
がフレーム間で加算平均された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。
Priority Applications (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP23407595A JPH0975348A (ja) | 1995-09-12 | 1995-09-12 | 超音波診断装置 |
| US08/711,782 US5732705A (en) | 1995-09-12 | 1996-09-10 | Ultrasound diagnostic apparatus |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP23407595A JPH0975348A (ja) | 1995-09-12 | 1995-09-12 | 超音波診断装置 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0975348A true JPH0975348A (ja) | 1997-03-25 |
Family
ID=16965212
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP23407595A Pending JPH0975348A (ja) | 1995-09-12 | 1995-09-12 | 超音波診断装置 |
Country Status (2)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5732705A (ja) |
| JP (1) | JPH0975348A (ja) |
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2000189418A (ja) * | 1998-12-24 | 2000-07-11 | General Electric Co <Ge> | パワ―・ドップラ―・イメ―ジの最適デ―タ・マッピングのための方法および装置 |
| JP2006527054A (ja) * | 2003-06-10 | 2006-11-30 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | 三次元カラー超音波イメージングシステムのためのユーザインタフェース |
| JP2015521881A (ja) * | 2012-06-27 | 2015-08-03 | コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェ | 僧帽弁逆流の分析のための超音波カラー・フロー・マップ |
Families Citing this family (19)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5590658A (en) * | 1995-06-29 | 1997-01-07 | Teratech Corporation | Portable ultrasound imaging system |
| US7500952B1 (en) * | 1995-06-29 | 2009-03-10 | Teratech Corporation | Portable ultrasound imaging system |
| US8241217B2 (en) * | 1995-06-29 | 2012-08-14 | Teratech Corporation | Portable ultrasound imaging data |
| US6383139B1 (en) | 1996-06-28 | 2002-05-07 | Sonosite, Inc. | Ultrasonic signal processor for power doppler imaging in a hand held ultrasonic diagnostic instrument |
| US6416475B1 (en) * | 1996-06-28 | 2002-07-09 | Sonosite, Inc. | Ultrasonic signal processor for a hand held ultrasonic diagnostic instrument |
| US7819807B2 (en) * | 1996-06-28 | 2010-10-26 | Sonosite, Inc. | Balance body ultrasound system |
| US6048311A (en) * | 1997-05-07 | 2000-04-11 | Washburn; Michael J. | Method and apparatus for ultrasound imaging using adaptive gray mapping |
| US5882315A (en) * | 1997-12-23 | 1999-03-16 | Acuson Corporation | Ultrasonic imaging method and image for doppler tissue parameters |
| US6196972B1 (en) * | 1998-11-11 | 2001-03-06 | Spentech, Inc. | Doppler ultrasound method and apparatus for monitoring blood flow |
| US6120451A (en) * | 1998-12-31 | 2000-09-19 | General Electric Company | Ultrasound color flow display optimization by adjustment of threshold |
| US6126605A (en) * | 1998-12-31 | 2000-10-03 | General Electric Company | Ultrasound color flow display optimization by adjusting dynamic range |
| US6542626B1 (en) | 1999-11-05 | 2003-04-01 | General Electric Company | Method and apparatus for adapting imaging system operation based on pixel intensity histogram |
| JP3945976B2 (ja) * | 2000-11-21 | 2007-07-18 | 富士フイルム株式会社 | 画像表示方法及び装置 |
| JP2002156962A (ja) * | 2000-11-21 | 2002-05-31 | Fuji Photo Film Co Ltd | 画像表示方法及び装置 |
| US7128713B2 (en) * | 2003-07-10 | 2006-10-31 | Spentech, Inc. | Doppler ultrasound method and apparatus for monitoring blood flow and hemodynamics |
| US8066642B1 (en) | 2005-05-03 | 2011-11-29 | Sonosite, Inc. | Systems and methods for ultrasound beam forming data control |
| US7771358B2 (en) * | 2005-05-20 | 2010-08-10 | Spentech, Inc. | System and method for grading microemboli monitored by a multi-gate doppler ultrasound system |
| US8162837B2 (en) * | 2005-06-13 | 2012-04-24 | Spentech, Inc. | Medical doppler ultrasound system for locating and tracking blood flow |
| GB0717031D0 (en) * | 2007-08-31 | 2007-10-10 | Raymarine Uk Ltd | Digital radar or sonar apparatus |
Family Cites Families (4)
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|---|---|---|---|---|
| US4276885A (en) * | 1979-05-04 | 1981-07-07 | Rasor Associates, Inc | Ultrasonic image enhancement |
| US5488952A (en) * | 1982-02-24 | 1996-02-06 | Schoolman Scientific Corp. | Stereoscopically display three dimensional ultrasound imaging |
| US5487390A (en) * | 1990-10-05 | 1996-01-30 | Massachusetts Institute Of Technology | Gas-filled polymeric microbubbles for ultrasound imaging |
| JP3833282B2 (ja) * | 1994-06-24 | 2006-10-11 | 株式会社東芝 | 超音波診断装置 |
-
1995
- 1995-09-12 JP JP23407595A patent/JPH0975348A/ja active Pending
-
1996
- 1996-09-10 US US08/711,782 patent/US5732705A/en not_active Expired - Fee Related
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| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2000189418A (ja) * | 1998-12-24 | 2000-07-11 | General Electric Co <Ge> | パワ―・ドップラ―・イメ―ジの最適デ―タ・マッピングのための方法および装置 |
| JP4712931B2 (ja) * | 1998-12-24 | 2011-06-29 | ゼネラル・エレクトリック・カンパニイ | パワー・ドップラー・イメージの最適データ・マッピングのための方法および装置 |
| JP2006527054A (ja) * | 2003-06-10 | 2006-11-30 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | 三次元カラー超音波イメージングシステムのためのユーザインタフェース |
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| JP2015521881A (ja) * | 2012-06-27 | 2015-08-03 | コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェ | 僧帽弁逆流の分析のための超音波カラー・フロー・マップ |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| US5732705A (en) | 1998-03-31 |
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