JPS59101138A - 超音波診断装置の時間利得補償回路 - Google Patents
超音波診断装置の時間利得補償回路Info
- Publication number
- JPS59101138A JPS59101138A JP20906882A JP20906882A JPS59101138A JP S59101138 A JPS59101138 A JP S59101138A JP 20906882 A JP20906882 A JP 20906882A JP 20906882 A JP20906882 A JP 20906882A JP S59101138 A JPS59101138 A JP S59101138A
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- Japan
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- gain compensation
- video signal
- ultrasonic
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- Pending
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Abstract
(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。
め要約のデータは記録されません。
Description
【発明の詳細な説明】
本発明は表示装置に表示された断層像の全体に亘υ良好
な画像を得るため、超音波映像値→号を時間利得補償す
る超音波診断装置の時間利得補償回路に関する。
な画像を得るため、超音波映像値→号を時間利得補償す
る超音波診断装置の時間利得補償回路に関する。
一般に、超音波診断装置において受信さオした超音波エ
コー信号は、対数圧縮増幅を受けた後検波され、第１（
２）Ａに示すような超音波映像信号となる。この図から
明らかなように超音波映像信号は時間軸に対して徐々に
減衰する波形となる。こ７Ｌは、生体内に放射された超
音波が生体内にて次第に減衰するため、近距離力為らの
超音波エコー信号は大きいが遠距離になる程、受信され
る超音波エコー信号が小さくなるという事に起因しでい
る。
コー信号は、対数圧縮増幅を受けた後検波され、第１（
２）Ａに示すような超音波映像信号となる。この図から
明らかなように超音波映像信号は時間軸に対して徐々に
減衰する波形となる。こ７Ｌは、生体内に放射された超
音波が生体内にて次第に減衰するため、近距離力為らの
超音波エコー信号は大きいが遠距離になる程、受信され
る超音波エコー信号が小さくなるという事に起因しでい
る。
このような時間軸に対する超音波映像信号の減衰は画面
上において輝度のアンノＺランス全生ずるため好ましく
ない。そこで一般にこのような超音波診断装置には時間
利得補償（以下羊−ｔ１ｃＴＧＣと略記する）回路を付
加し、前記しｉｔ ｔｌ芋１田軸に対する超音波映像信
号の減衰を補正した新たな映像信号をイ）Ｊることによ
って上記した輝度のアンバランスをなくしている。
上において輝度のアンノＺランス全生ずるため好ましく
ない。そこで一般にこのような超音波診断装置には時間
利得補償（以下羊−ｔ１ｃＴＧＣと略記する）回路を付
加し、前記しｉｔ ｔｌ芋１田軸に対する超音波映像信
号の減衰を補正した新たな映像信号をイ）Ｊることによ
って上記した輝度のアンバランスをなくしている。
即ち、ＴＧＣ回路は第１図Ｂに示されるＴＧＣ電圧を同
図Ａに示す超音波映像信号に月別し、新たな映像信号（
同図Ｃ）ｆｆｉ得る機能を有している。
図Ａに示す超音波映像信号に月別し、新たな映像信号（
同図Ｃ）ｆｆｉ得る機能を有している。
しかしながら、上記した従来のＴＧＣ回路では、生体内
にのう胞１等が存在すると、超音波エコー信号が欠落す
る。このエコー欠落部では超音波がほとんど減衰を受け
ないため、第２図りに示すようにエコー欠落部１０前後
ではほぼ同レベルとなるような超音波映像信号が得られ
ることになる。従ってこの超音波断層像→」に同図Ｅに
示すＴＧＣ電圧を加えると、同図Ｆに示すように新たな
眠１象信号におけるエコー欠落部２０陵万部分では利得
が過大となり、その部分が飽オ［ｊ電圧レベルに達した
映ず域信号となってしまう。
にのう胞１等が存在すると、超音波エコー信号が欠落す
る。このエコー欠落部では超音波がほとんど減衰を受け
ないため、第２図りに示すようにエコー欠落部１０前後
ではほぼ同レベルとなるような超音波映像信号が得られ
ることになる。従ってこの超音波断層像→」に同図Ｅに
示すＴＧＣ電圧を加えると、同図Ｆに示すように新たな
眠１象信号におけるエコー欠落部２０陵万部分では利得
が過大となり、その部分が飽オ［ｊ電圧レベルに達した
映ず域信号となってしまう。
第３図は前記したようなエコー欠落部を含む超音波断層
１象を表示装置に描出した場合の画像を示す図である。
１象を表示装置に描出した場合の画像を示す図である。
第３図において３はエコー欠落部、４は前記映像信号の
゛エコー欠落部後方に発生する飽和電圧レベルによる飽
和画像部分である０ このように、上記した従来のＴＧＣ回路では、生体内に
のう胞等が存在すると、得られた超音波断層像に良好な
ＴＧＣがかけられないという問題があった。
゛エコー欠落部後方に発生する飽和電圧レベルによる飽
和画像部分である０ このように、上記した従来のＴＧＣ回路では、生体内に
のう胞等が存在すると、得られた超音波断層像に良好な
ＴＧＣがかけられないという問題があった。
本発明はかかる問題点に対処するべくなされたものであ
り、その目的は生体内にのり胞等が存在することにより
、超音波映像信号にエコー欠落部を生じてもなお、良好
なＴＧＣのかかった超音波断層像を得ることのできる超
音波診断装置のＴＧＣ回路を提供することにある。
り、その目的は生体内にのり胞等が存在することにより
、超音波映像信号にエコー欠落部を生じてもなお、良好
なＴＧＣのかかった超音波断層像を得ることのできる超
音波診断装置のＴＧＣ回路を提供することにある。
本発明は上記した目的を達成するため、対数圧縮増幅さ
れた超音波エコー信号を検波する検波回路からの超音波
映像信号とＴＧＣ電圧発生回路からのＴＧＣ電圧とを第
一の加算器にて加算して、この加算出力を予め設定した
基準電圧と・比較して二値化することによりエコー欠落
部を検出し、さらにこの二値化出力ｔＭ分器にて積分す
ることによシエコー欠落部の長さに対応したマイナス電
圧を得る。そして、この積分出力と前記検波回路からの
超音波映像信号と前記ＴＧＣ電圧発生回路からの’Ｉ’
ＧＣ電圧とを第二の加算器にて加算しすることによシ新
たな映ｆ象信号を得ることを特徴としている。
れた超音波エコー信号を検波する検波回路からの超音波
映像信号とＴＧＣ電圧発生回路からのＴＧＣ電圧とを第
一の加算器にて加算して、この加算出力を予め設定した
基準電圧と・比較して二値化することによりエコー欠落
部を検出し、さらにこの二値化出力ｔＭ分器にて積分す
ることによシエコー欠落部の長さに対応したマイナス電
圧を得る。そして、この積分出力と前記検波回路からの
超音波映像信号と前記ＴＧＣ電圧発生回路からの’Ｉ’
ＧＣ電圧とを第二の加算器にて加算しすることによシ新
たな映ｆ象信号を得ることを特徴としている。
以下、本発明の一実力［１８例について第４図及び第５
図を参照して説明する。
図を参照して説明する。
第４図は本実施例による超音波診断装置のＴＧＣ回路の
電気釣橋ＪＪＸ、を示すブロック図、第５図は第４図の
主要部における信号を示す波形図である。
電気釣橋ＪＪＸ、を示すブロック図、第５図は第４図の
主要部における信号を示す波形図である。
第４図において超音波探触子５により受波された超音波
エコー信号は対数圧縮増幅器６によシ増幅さ扛ると共に
対数圧Ａ）ａされた後、検波回路７により検波され超音
波映像信号となる（第５図Ｇの波形、ここで８はエコー
欠落部）。
エコー信号は対数圧縮増幅器６によシ増幅さ扛ると共に
対数圧Ａ）ａされた後、検波回路７により検波され超音
波映像信号となる（第５図Ｇの波形、ここで８はエコー
欠落部）。
一方、ＴＧＣ電圧発生回路９からは従来例と同様なＴＧ
Ｃ電圧が出力される（第５図Ｎの波形）。
Ｃ電圧が出力される（第５図Ｎの波形）。
このＴＧＣ電圧は第一の加算器１０にて前記検波回路７
からの超音波映像信号と加算されて、従来と同様のＴＧ
Ｃがかけられた映像信号を得る（第５図Ｈの波形）。こ
の映像信号は比較器１ノによυ基準電圧Ｖｒｅｆと比較
され二値化出力となる（第５図工の波形）。ここで、こ
の二値化出力を得る目的はエコー欠落部１２のみを検出
することである。しかしながら、第５図工の波形で示す
ようにこの二値化出力はＨに示す映沫信号の低レベル部
分をも検出し、細長いパルスをいくつか含んでいる。そ
こで、この細長い・ゼルスを以下のように除去する。
からの超音波映像信号と加算されて、従来と同様のＴＧ
Ｃがかけられた映像信号を得る（第５図Ｈの波形）。こ
の映像信号は比較器１ノによυ基準電圧Ｖｒｅｆと比較
され二値化出力となる（第５図工の波形）。ここで、こ
の二値化出力を得る目的はエコー欠落部１２のみを検出
することである。しかしながら、第５図工の波形で示す
ようにこの二値化出力はＨに示す映沫信号の低レベル部
分をも検出し、細長いパルスをいくつか含んでいる。そ
こで、この細長い・ゼルスを以下のように除去する。
即ち、前記二値室出力はインバータ１３、積分回路１４
、インバータ１５によってΔ１．たけ遅延され、ノアゲ
ート１６の一方の入力部に入力する（第５図Ｊの波形）
。一方、前記二値化出力は再トリガ可能なワンショット
マルチバイブレータ１７にも与えられている。このワン
ショットマルチバイブレータ１７では前記二値化出力の
立下りエツジにてトリガがかが９、予め設定した時定数
によって決まるΔｔ２の幅のパルスを出力して前記ノア
ゲート１６のもう一方の入力部に力える（第５図にの波
形）。その際、前記積分回路１４及びワンショットマル
チバイブレータ１７の各時定数をΔ１＋＞ΔＬ！＋（除
去したいパルスの幅）に、またΔｔ２をできるだけ小さ
く設定しておけば、前記ノアケ゛−ト１６の出力は前記
二値化出力（第５図工の波形）のうち細長いパルスを除
去して、さらに反転させた波ラー積分器１８によって積
分され第５図Ｍに示す波形となる。ここで、このミラー
積分器１８の出力は走査線間の映像信号の存在しない期
間中、アナログスイッチ１９を導通状態にすることによ
シ、０レベルにしておく。
、インバータ１５によってΔ１．たけ遅延され、ノアゲ
ート１６の一方の入力部に入力する（第５図Ｊの波形）
。一方、前記二値化出力は再トリガ可能なワンショット
マルチバイブレータ１７にも与えられている。このワン
ショットマルチバイブレータ１７では前記二値化出力の
立下りエツジにてトリガがかが９、予め設定した時定数
によって決まるΔｔ２の幅のパルスを出力して前記ノア
ゲート１６のもう一方の入力部に力える（第５図にの波
形）。その際、前記積分回路１４及びワンショットマル
チバイブレータ１７の各時定数をΔ１＋＞ΔＬ！＋（除
去したいパルスの幅）に、またΔｔ２をできるだけ小さ
く設定しておけば、前記ノアケ゛−ト１６の出力は前記
二値化出力（第５図工の波形）のうち細長いパルスを除
去して、さらに反転させた波ラー積分器１８によって積
分され第５図Ｍに示す波形となる。ここで、このミラー
積分器１８の出力は走査線間の映像信号の存在しない期
間中、アナログスイッチ１９を導通状態にすることによ
シ、０レベルにしておく。
さらに、上記ミラー積分器１８の出力は第二の加算器で
ある加算器２０により前記ＴＧＣ電圧発生回路９からの
ＴＧＣ電圧（第５図Ｎの波形）に加算され、新たなＴＧ
Ｃ電圧を得る（第５図０の波形）。即ち、第５図０の波
形から明らかなように、新た々ＴＧＣ電圧における超音
波映像信号（同図Ｇの波形）のエコー欠落部分８に対応
する部分では電圧の上昇を抑えている。
ある加算器２０により前記ＴＧＣ電圧発生回路９からの
ＴＧＣ電圧（第５図Ｎの波形）に加算され、新たなＴＧ
Ｃ電圧を得る（第５図０の波形）。即ち、第５図０の波
形から明らかなように、新た々ＴＧＣ電圧における超音
波映像信号（同図Ｇの波形）のエコー欠落部分８に対応
する部分では電圧の上昇を抑えている。
かくして、得られた新たなＴＧＣ電圧は、やはり第二の
加算器である加算器２１により前記検波回路７から出力
された超音波映像信号と加算され、第５図Ｐに示す新た
な映像信号となる。
加算器である加算器２１により前記検波回路７から出力
された超音波映像信号と加算され、第５図Ｐに示す新た
な映像信号となる。
上記構成の本実施例であるＴＧＣ回路によれば、得られ
た超音波映像信号にエコー欠落部が存在した場合に、そ
の欠落部の大きさに対応してマイナス電圧を出力するミ
ラー積分器１８の出力電圧を、従来のＴＧＣ電圧に加え
た新たなＴＧＣ電圧を得ている。従って、この新たなＴ
ＧＣ電圧は前記超音波映像信号中にエコー欠落部が存在
した場合に、そのエコー欠落部の大きさに応じて、電圧
の上昇を抑えている。その結果、この新たなＴＧＣ電圧
と前記超音波映像信号とを加算して得た新たな映像信号
はエコー欠落部後方部分で飽和電圧レベルに達すること
のない、適正な利得補償の行われた映像信号となる。
た超音波映像信号にエコー欠落部が存在した場合に、そ
の欠落部の大きさに対応してマイナス電圧を出力するミ
ラー積分器１８の出力電圧を、従来のＴＧＣ電圧に加え
た新たなＴＧＣ電圧を得ている。従って、この新たなＴ
ＧＣ電圧は前記超音波映像信号中にエコー欠落部が存在
した場合に、そのエコー欠落部の大きさに応じて、電圧
の上昇を抑えている。その結果、この新たなＴＧＣ電圧
と前記超音波映像信号とを加算して得た新たな映像信号
はエコー欠落部後方部分で飽和電圧レベルに達すること
のない、適正な利得補償の行われた映像信号となる。
なお、本実施例では比較器１１の二値化出力に含まれる
細長いｉ４ルスを除去するため、インバータ１３，１５
、ｆＪ！【分画路１４、ノアゲート１６及びワンショッ
トマルチバイブレータ１７を用いたが、特にこの細長い
パルスは実際の動作に大きく影響することがないのは明
白である。
細長いｉ４ルスを除去するため、インバータ１３，１５
、ｆＪ！【分画路１４、ノアゲート１６及びワンショッ
トマルチバイブレータ１７を用いたが、特にこの細長い
パルスは実際の動作に大きく影響することがないのは明
白である。
しかるに、この部分を単に一つのインバータに置き換え
ても問題はない。
ても問題はない。
また、第二の加算器として、二人力の加算器２０及び２
１を用いたが、三入力の加算器一つに置き換えても良い
ことはいうまでもない。
１を用いたが、三入力の加算器一つに置き換えても良い
ことはいうまでもない。
以上述べたように、本発明によれば、生体内にのう胞等
が存在することによシ、超音波映像信号にエコー欠落部
を生じた際にも、良好なＴＧＣのかかった新たな映像信
号を得ることができ、良好な超音波断層１戚を得ること
のできる超音波診断装置のＴＧＣ回路を提供できる。
が存在することによシ、超音波映像信号にエコー欠落部
を生じた際にも、良好なＴＧＣのかかった新たな映像信
号を得ることができ、良好な超音波断層１戚を得ること
のできる超音波診断装置のＴＧＣ回路を提供できる。
第１図〜第３図は従来の超音波診断装置の時間利得補償
回路を説明するための図で、第１図は超音波エコー欠落
部を含まない超音波映像信号のＴＧＣを説明するための
波形図、第２図は超音波エコー欠落部を含んだ超音波映
像信号のＴＧＣを説明するための波形図、第３図は第２
図の映像信号Ｆが画像に与える影響を示す図、第４図及
び第５図は本発明の一実施例を示す図で、第４図は超音
波診断装置のＴＧＣ回路を示す図、第５図は第４図の主
要部における信号を示す波形図である。 １．２，３．８．１２・・・エコー欠落部、４・・・飽
和画像部分、５・・・超音波探触子、６・・・対数圧縮
増幅器、７・・・検波回路、９・・・ＴＧＣ電圧発生回
路、１０ 、２０ 、２ Ｊ ・・・加ｎ器、１１ ・
・・比軟器、１３．１５・・・インバータ、１４・・・
積分回路、１６・・・ノアゲート、１７・・・ワンショ
ットマルチバイブレータ、１８・・・ミラー積分器、１
９・・・アナログスイッチ。
回路を説明するための図で、第１図は超音波エコー欠落
部を含まない超音波映像信号のＴＧＣを説明するための
波形図、第２図は超音波エコー欠落部を含んだ超音波映
像信号のＴＧＣを説明するための波形図、第３図は第２
図の映像信号Ｆが画像に与える影響を示す図、第４図及
び第５図は本発明の一実施例を示す図で、第４図は超音
波診断装置のＴＧＣ回路を示す図、第５図は第４図の主
要部における信号を示す波形図である。 １．２，３．８．１２・・・エコー欠落部、４・・・飽
和画像部分、５・・・超音波探触子、６・・・対数圧縮
増幅器、７・・・検波回路、９・・・ＴＧＣ電圧発生回
路、１０ 、２０ 、２ Ｊ ・・・加ｎ器、１１ ・
・・比軟器、１３．１５・・・インバータ、１４・・・
積分回路、１６・・・ノアゲート、１７・・・ワンショ
ットマルチバイブレータ、１８・・・ミラー積分器、１
９・・・アナログスイッチ。
Claims (1)
- 増幅及び対数圧縮された超音波エコー信号を検波し超音
波映像信号を出力する検波回路と、時間利得補償電圧を
発生する時間利得補ｉ？￥電圧発生回路と、前記検波回
路から出力される超音波映像信号と前記時間利得補償電
圧先生回路から出力される時間利得補償電圧とを加算す
る第一の加算器と、この第一の加′ｎ器から出力される
加算出力を予め設定した基準電圧と比Ｉｌスして二値化
する比較器と、この比較器からの二値化出力を積分する
積分器と、この積分器からの出力と前記検波回路からの
超音波映像信号と前記時ＩＭＪ利得補償電圧発生回路か
ら出力される時間利得補償電圧とを加算し時間利得補償
された新たな映像イみ号を出力する第二の加算器とを具
備したことを特徴とする超音波診断装置の時間利得補償
回路。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP20906882A JPS59101138A (ja) | 1982-11-29 | 1982-11-29 | 超音波診断装置の時間利得補償回路 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP20906882A JPS59101138A (ja) | 1982-11-29 | 1982-11-29 | 超音波診断装置の時間利得補償回路 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS59101138A true JPS59101138A (ja) | 1984-06-11 |
Family
ID=16566714
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP20906882A Pending JPS59101138A (ja) | 1982-11-29 | 1982-11-29 | 超音波診断装置の時間利得補償回路 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS59101138A (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2008541291A (ja) * | 2005-05-26 | 2008-11-20 | ソ，ゾン−ボム | 超音波を利用した入力装置及び位置認識方法 |
-
1982
- 1982-11-29 JP JP20906882A patent/JPS59101138A/ja active Pending
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2008541291A (ja) * | 2005-05-26 | 2008-11-20 | ソ，ゾン−ボム | 超音波を利用した入力装置及び位置認識方法 |
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