JPH0592000A - 超音波診断装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【目的】本発明は、被検体内に送信され該被検体内で反
射された超音波を受信することにより得られた受信信号
に基づいて前記被検体内の血流情報を得、該血流情報
を、パーシスタンス回路により該血流情報に残光性を付
与して血流画像として表示する超音波診断装置に関し、
微小血流の観察を容易化する。 【構成】各画像に現われる各塊状パターンを検出し、該
各塊状パターンのそれぞれについて該各塊状パターンを
構成する各総画素数を求め、この各総画素数に応じてパ
ーシスタンスの時定数を変更する。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【産業上の利用分野】本発明は、被検体内に送信され該
被検体内で反射された超音波を受信することにより得ら
れた受信信号に基づいて前記被検体内の血流情報を得、
該血流情報を、パーシスタンス回路により該血流情報に
残光性を付与して血流画像として表示する超音波診断装
置に関する。

【０００２】

【従来の技術】近年、医療診断分野において超音波を用
いた生体内部のイメージングが盛んであり、また、心臓
疾患や頸動脈における血行動態の把握のために臓器内を
流れる血液の様子、即ち血流が診断のための情報として
要求されており、このため超音波診断装置が提供されて
いる。

【０００３】従来からの超音波診断装置は、被検体内の
心臓などの臓器内を流れる血流の平均流速や流速分散や
流速パワーを血流画像として表示することで血流の様子
を視覚として捉えることのできるものである。これは、
臓器中の血流の変化がつぶさに観察でき、臓器内の血行
動態を把握する上で、非常に便利なものである。

【０００４】

【発明が解決しようとする課題】最近になってますます
微細な血管内の血流（微小血流）を観察したいという要
求が高まってきており、例えば乳腺にできる腫瘍の観察
では腫瘍内を血流がどのように走行するかが重要視され
ている。

【０００５】しかし、腫瘍内の血管は例えば、直径１ｍ
ｍφ以下と非常に細く、その血管を流れる血流を超音波
ビームのスポット内に捉えて検出することに困難を伴う
場合もあり、一旦その血流を捉えても超音波ビームのス
ポットが僅かにずれただけで見逃してしまう場合も多
い。

【０００６】加えて微小血流はその流速パワーが小さい
ので観察が困難であるのも問題点の一つである。従来の
超音波診断装置では、上記の問題点を克服するために残
光性を実現するパーシスタンス回路を設け、血流画像全
体に残光性をもたせることで、瞬間的に検出された血流
であってもゆっくりと次第に輝度が減少していくように
表示し、血流の観察を容易なものにしていた。

【０００７】しかし、従来のパーシスタンス回路は超音
波診断装置のパネル操作によってその時定数を可変でき
るように構成されており、必要な血流情報が適度の残光
性を有するように調整すると１〜２画素程度で塊状を成
して画像上に現れるノイズまでもが残光性を帯びたもの
になってしまい画像観察上目障りとなっていた。また、
診断時にプローブ自身を動かすと、プローブ自身の動き
により画面上に大きな偽の血流画像が現れるが、このよ
うな場合に従来のパーシスタンスを行うと、その偽の血
流画像までもが残光性を帯びてしまっていた。

【０００８】また、実際の診断において微小な血流をあ
る断層面で観察しているときに、その血流の付近に太い
血管があると、微小な血流だけを観察しているにも関わ
らず、太い血管を流れる大血流が低いレベルではあるが
超音波ビームのサイドロープによって検出されてしま
い、微小な血流と大血流があたかも同一の断層面にある
かの如く表示されてしまう現象がある。このような場合
に従来のパーシスタンスを行うと大血流による大きな血
流画像が長時間表示されてしまい、微小血流の観察が不
可能となる場合もあった。

【０００９】ここで、従来の超音波診断装置の基本構成
を上記問題点の具体例を交えながら説明する。図１３
は、従来の超音波診断装置の基本構成を示したブロック
図である。

【００１０】この図において、送信回路１１から超音波
プローブ１２を構成する多数の振動子（図示せず）にそ
れぞれ所定のタイミングでパルス信号が送信され、これ
により被検体（図示せず）内に超音波パルスビームが送
信される。ここでは例えばセクタ走査がなされる。この
超音波パルスビームは、被検体内を流れる血球や内蔵の
筋肉等の実質部で反射され、この超音波プローブ１２内
の多数の振動子により受信されて受信信号が得られ、こ
の受信信号が受信回路１３に入力される。この受信回路
１３は、いわゆるダイナミックフォーカスを実現するよ
うに、プローブ１２内の多数の振動子により得られた各
受信信号を遅延加算する回路である。受信回路１３で遅
延加算の行われた受信信号は検波回路１４と血流情報検
出回路１５に入力される。検波回路１４では包絡線検波
が行われ、その後Ａ／Ｄ変換回路１６においてディジタ
ルの信号に変換され、これにより筋肉等の実質部からの
反射信号がその反射レベルに対応した白黒の階調で画像
化される。この画像はＢモード画像と呼ばれるものであ
り、このＢモード画像はＢモードフレームメモリ１７に
記憶される。このＢモード画像の生成は公知の技術であ
り、ここでの主題でもないため、これ以上の詳細な説明
は省略する。

【００１１】一方、血流情報検出回路１５では、受信回
路１３で遅延加算の行われた受信信号に基づいて血流情
報の検出が行われる。血流情報検出回路の代表例として
は、カラードプラユニットが公知技術として広く用いら
れている。このカラードップラユニットは、入力された
受信信号を直交検波し、静止エコー（クラッタ成分）を
除去し、自己相関演算を行って各部分毎の血流の例えば
平均速度を得、可視画像上でこの平均速度を輝度で表わ
すとともに超音波プローブ１２に近づく流れを赤色、超
音波プローブから遠ざかる流れを青色で表示するもので
ある。

【００１２】この血流情報検出回路１５で得られた血流
画像（以後この血流画像を「原画像」と呼ぶ）は、血流
画像フレームメモリ１８に一旦記録された後、この血流
画像フレームメモリ１８から各画素毎のデータ（画素デ
ータ）が１画素毎にシリアルに読み出されて、以下に述
べるパーシスタンス回路１９を経由し、表示合成回路２
０によりＢモードフレームメモリ１７に記録されていた
Ｂモード画像と合成されて表示回路２１に送られ、図示
しない例えばＣＲＴディスプレイ装置に合成された画像
が表示される。ここでこのパーシスタンス回路１９に
は、その時定数を設定・変更するための時定数設定手段
２２が接続されている。

【００１３】図１４は、従来のパーシスタンス回路の基
本構成を示したブロック図、図１５は、このパーシスタ
ンス回路に順次入力される、互いに時刻の連なった原画
像を例示した図、図１６は、図１４に示すパーシスタン
ス回路の動作説明図、即ち原画像が順次入力されたとき
の、このパーシスタンス回路から出力される画像（以後
この「表示画像」と称する）の生成方法を示した図であ
る。図１５、図１６において各升目が各画素を表わし、
各升目内の数字がその画素に対応する画素データの値を
表わしている。升目内に数字が記入されていない画素の
画素データの値は零である。

【００１４】尚、実際の超音波診断装置ではＢモード画
像と血流画像とを合成した画像を表示するが、ここでは
説明の簡単のために血流画像のみの表示動作を説明す
る。原画像１には、３つの塊状パターン１，２，３が存
在し、塊状パターン１は大血流、塊状パターン２はノイ
ズ、塊状パターン３は観察対象として関心のある微小血
流であるとする。

【００１５】このとき、先ず最初に原画像１の画素デー
タが、図１３に示す血流画像フレームメモリ１８から各
画素毎に順次読み出されてパーシスタンス回路１９に入
力され、セレクタ１９１を経由して表示画像フレームメ
モリ１９２に入力されて表示画像１として記録される。

【００１６】その後表示画像フレームメモリ１９２に記
録された表示画像１（原画像１）はこの表示画像フレー
ムメモリ１９２から読み出され、表示合成回路２０を経
由して図示しないＣＲＴディスプレイ装置に表示される
が、これとともに表示画像フレームメモリ１９２から読
み出された表示画像１（原画像１）の各画素データは掛
算器１９３にも送られる。この掛算器１９３では、表示
画像フレームメモリ１９２から読み出された表示画像１
（原画像１）の各画素データに時定数設定手段２２で設
定された時定数（ここでは０．４とする）が掛け算さ
れ、この掛算後の各画素データがセレクタ１９１とコン
パレータ１９４に入力される。またこれと同期して、血
流画像フレームメモリ１８から原画像２の各画素データ
が順次セレクタ１９１とコンパレータ１９４に入力され
る。

【００１７】コンパレータ１９４は、表示画像フレーム
メモリ１９２から読み出された表示画像１（原画像１）
の画素データの０．４倍と、原画像２の画素データとの
大小互いに対応する画素毎に比較し、これら２つの画像
データのうちの値の大きな画像データがセレクタ１９１
から出力されるようにセレクタ１９１を切換えるもので
あり、これにより表示画像フレームメモリ１９２には図
１６に示す表示画像２が記録される。次に、上記と同様
にして、表示画像２の各画素データに０．４が掛け算さ
れ、互いに対応する各画素毎に原画像３の各画素データ
とその大小が比較され、値の大きな方が選択されて表示
画像３が生成される。

【００１８】ここで図１６に示す例の場合、表示画像１
（原画像１）中の塊状パターン１（図１５参照）は、そ
の残光性が表示画像３以降まで続くのに対し、微小血流
に対応する塊状パターン３は表示画像２でもやはその残
光性が消滅している。また塊状パターン２はノイズであ
るにも拘らず表示画像３まで残光性を帯びている。

【００１９】上記のような理由から、従来の超音波診断
装置では細い血管を流れる血流の観察は難しく、瞬間的
に観察されはしても見逃してしまう場合が多く、誤診の
恐れがあった。

【００２０】本発明は、上記事情に鑑み、容易に微小血
流の観察ができる超音波診断装置を提供することを目的
とする。

【００２１】

【課題を解決するための手段】本発明は、被検体内に送
信され該被検体内で反射された超音波を受信することに
より得られた受信信号に基づいて前記被検体内の血流情
報を得、該血流情報を、パーシスタンス回路により該血
流情報に残光性を付与して血流画像として表示する超音
波診断装置に関するものであり、 （１）前記血流画像を構成する多数の画素から所定のし
きい値以上の画素値を有する画素を抽出することによ
り、１つもしくは互いに隣接した複数の画素からなる血
流を表わす各塊状パターンを検出する塊状パターン検出
手段、 （２）前記各塊状パターンのそれぞれについて該各塊状
パターンを構成する各総画素数を求める総画素数算出手
段、 （３）前記各塊状パターンの各総画素数に応じて前記各
塊状パターン毎に前記パーシスタンス回路の残光の時定
数を変更する時定数変更手段 を備えたことを特徴とする。

【００２２】ここで、第１の所定数を設定する第１の設
定手段を備え、前記時定数変更手段により前記各塊状パ
ターンの総画素数が前記第１の所定数以上の場合に前記
時定数を零とするように構成することが好ましい。ま
た、第２の所定数を設定する第２の設定手段を備え、前
記時定数変更手段により、前記各塊状パターンの総画素
数が前記第２の所定数以下の場合に前記時定数を零とす
るように構成することも好ましい態様である。

【００２３】さらに、前記総画素数に対する前記時定数
の関数形を設定する時定数設定手段を備え、前記時定数
変更手段により、前記時定数設定手段により設定された
関数形に従って前記各塊状パターン毎に時定数を変更す
るように構成することも好ましい態様である。

【００２４】

【作用】微小血流の観察を容易にするためには、微小血
流ほど長い時間画面上に表示させればよいことになる。
従って血流画像上の塊状パターンを検出し、各塊状パタ
ーンの総画素数に応じた時定数をパーシスタンス回路に
与えること、例えば総画素数の少ない塊状パターンは残
光時間を長く、総画素数の大きな塊状パターンは残光時
間を短くすることにより微小血流を長時間表示させるこ
とが可能となる。

【００２５】本発明は、上記知見に基づいて完成された
ものであり、各塊状パターンを検出し、該各塊状パター
ンを構成する各総画素数を求め、この各総画素数に応じ
てパーシスタンス回路の残光の時定数を変更するように
したたため、微小血流に対応する塊状パターンについて
は長時間、それ以外の塊状パターンについては短時間だ
け表示することが可能となり、例えば腫瘍内の血流等の
微小血流の観察に適した血流画像を得る超音波診断装置
が実現される。

【００２６】ここで、各塊状パターン毎の総画素数が第
１の所定数以上の場合に時定数を零とすると、例えばプ
ローブ自身を動かしたときに表われる大きな偽の血流画
像等をが直ちに消滅することとなり、一層見やすい血流
画像を得ることができる。

【００２７】また、各塊状パターン毎の総画素数が第２
の所定数以下の場合に時定数を零とすると、微小血流よ
りもさらに微小なスポット的なノイズを消すことがで
き、やはり一層見やすい血流画像を得ることができるこ
ととなる。

【００２８】さらに、各塊状パターン毎の総画素数に対
するパーシスタンス回路の残光の時定数を設定する時定
数認定手段を備えることにより、観察対象としている微
小血流等に応じてその観察対象の血流が最も観察しやす
くなるように時定数を変更して一層観察適性の優れた使
い勝手のよい超音波診断装置が実現されることとなる。

【００２９】尚上記説明では、微小血流に対応する総画
素数が少ない塊状パターンの方が大血流に対応する総画
素数の多い塊状パターンよりも時定数が長くなるように
時定数を変更する旨説明したが、本発明における総画素
数に対する時定数の関数形は総画素数が大きくなるほど
時定数が小さくなるような関数形に限られるものではな
く、例えば心臓の壁孔を通って流れる微小血流を観察す
る場合等、大血流の塊状パターンと微小血流の塊状パタ
ーンが互いに隣接して１つの塊状パターンを形成してい
る場合は、塊状パターンの総画素数が多いほど大きな時
定数となるような関数形が有効であり、したがって本発
明ではその関数形が所定の傾向をもったものに限定され
るものではない。

【００３０】

【実施例】以下本発明の実施例について説明する。図１
は、本発明の一実施例に係る超音波診断装置の基本構成
を示したブロック図である。この図において、前述した
従来の超音波診断装置（図１３参照）の各構成要素と対
応する構成要素には、図１３に付した番号、記号と同一
の番号、記号を付し、共通点についての説明は省略す
る。

【００３１】また、図２は、互いに時刻の連なった原画
像を例示した図、図３は、図２に示す各塊状パターン毎
の総画素数を表わした図、図４は総画素数に対する時定
数の関数の一例を表わした図である。

【００３２】この図１に示す超音波診断装置において、
血流画像フレームメモリ１８から各画素毎に順次読み出
された画素データは、パーシスタンス回路２３に入力さ
れるほか、塊状パターン検出手段２４にも入力される。
この塊状パターン検出手段２４では、図２に示すよう
に、各原画像１，２，３，…のそれぞれについて各塊状
パターンＡ，Ｂ，Ｃ，Ｄ，…の検出が行われる。この各
塊状パターンＡ，Ｂ，Ｃ，Ｄ，…に関する情報は総画素
数算出手段２５に入力され、この総画素数算出手段２５
では、図３に示すように、各塊状パターンＡ，Ｂ，Ｃ，
Ｄ，…毎の各総画素数が求められる。この各塊状パター
ンＡ，Ｂ，Ｃ，Ｄ，…毎の各総画素数の情報は時定数変
更手段２６に入力される。この時定数変更手段２６では
例えば図４に示すような関数に従って総画素数に応じた
時定数が求められ、パーシスタンス回路２３において、
この求められた時定数に従って各塊状パターン毎に残光
の時定数が変更された表示画像が求められる。ここで図
４に示すような時定数特性をもたせることにより、総画
素数の小さな塊状パターンは長い時間表示させ、総画素
数の大きな塊状パターンは短い時間表示させることが可
能となる。

【００３３】以下本発明における特徴的な構成部分につ
いてその実施例を詳細に説明する。図５は、図１に示す
塊状パターン検出手段の一実施例を示した回路ブロック
図、図６は、図５に示す塊状パターン検出手段の動作説
明図である。

【００３４】血流画像フレームメモリ１８から原画像が
各画素毎に順次読み出されて塊状パターン検出手段を構
成する二値化回路２４１に入力される。

【００３５】この二値化回路２４１では、入力された原
画像の各画素データの値が所定値以上のときは’１’そ
うでないときは’０’に二値化することにより二値画像
が生成され、この二値画像が二値画像フレームメモリ２
４２に入力される。次に二値画像フレームメモリ２４２
から二値画像が読み出されラベリング回路２４３により
二値画像が各画像毎にラスタ走査され、次のアルゴリズ
ムにより図６に示すいわゆるラベリング処理が行われ
る。

【００３６】ステップ１） ラスタ走査の開始点を画像左上とする。 ステップ２） ラスタ走査を続けて、二値画像上の値が’１’である画
素（ｉ，ｊ）を見つけ、ステップ３に進む。ここで、画
像右下の画素まで到達していれば、ステップ６へ進む。

【００３７】ステップ３） ’１’である画素（ｉ，ｊ）の全ての隣接画素にまだ何
もラベルが付されていなければラベル用フレームメモリ
２４４上の画素（ｉ，ｊ）に新しいラベルを付して、ス
テップ２へ戻る。

【００３８】ステップ４） ’１’である画素（ｉ，ｊ）に隣接する、ラベルの付さ
れた全ての画素のラベルが同じであれば、そのラベルと
同じラベルをラベル用フレームメモリ２４４上の画素
（ｉ，ｊ）に付してステップ２へ戻る。

【００３９】ステップ５） ’１’である画素（ｉ，ｊ）に隣接する、ラベルの付さ
れた画素中に二種類以上の互いに異なるラベルが付され
ていた場合は番号の最も若いラベルをラベル用フレーム
メモリ２４４上の画素（ｉ，ｊ）に付する。このとき上
記互いに異なるラベルは本来同一のラベルである皆図６
（ｃ）の如く記録しておき、ステップ２へ戻る。

【００４０】ステップ６） ステップ５で記録しておいた、互いに異なるラベルが本
来同一のラベルである旨の記録に従って、再びラスタ走
査をしながら図６（ｂ）から図６（ｄ）のようにラベル
の書換を行う。

【００４１】以上の操作が各原画像に対して行われる。

【００４２】図７は、図１に示す総画素数算出手段及び
時定数変更手段の一実施例を示した回路ブロック図、図
８はその動作説明図、図９は、総画素数・時定数変換特
性を例示した図である。

【００４３】上記のようにして得られた、各塊状パター
ン毎に互いに異なるラベルが付された画像が、ラベル用
フレームメモリ２３３から各画素毎に順次読み出され、
ラベル・総画素数置換回路２５１に入力される。このラ
ベル・総画素数置換回路では、順次入力された各画素毎
のラベルに基づいて、図８（ｂ）に示すように、互いに
同一のラベルを持つ画素の総数（総画素数）が各ラベル
値ごとに計算される。各ラベル値の総画素数画素の総数
が計算されると、図８（ｃ）に示すように、その各ラベ
ル値をもつ画素の全てに各総画素数が書き込まれて総画
素数フレームメモリ２５２に記録される。

【００４４】また、総画素数・時定数変換ＲＯＭ２６１
には予め例えば図９（ａ）に示す特性関数が書き込まれ
ており、この総画素数・時定数変換ＲＯＭ２６１によ
り、図８（ｄ）に示すように総画素数フレームメモリ２
５２に記録された、各画素毎に各総画素数が書き込まれ
た画像が各時定数が書き込まれた画像に変換されて時定
数フレームメモリ２６２に記録され、次に示すパーシス
タンス回路において、この時定数用フレームメモリ２６
２に記録された画像の各画素毎の時定数に応じたパーシ
スタンスが行われる。パターンの総画素数が時定数に変
換される。

【００４５】なお、図９（ｂ）に示すような特定関数に
おいて時定数を０とする総画素範囲Ｗと時定数特定の傾
きＤを超音波診断装置のパネル上からツマミなどで可変
できるようにしてよく、また時定数と総画素数との関係
を直線とせずに図９（ｃ）のように曲線としてもよい。

【００４６】図１０は、本発明に係るパーシスタンス回
路の一例を示した回路ブロック図である。この図におい
て、前述した従来のパーシスタンス回路（図１４参照）
の各構成要素と対応する構成要素には、図１４に付した
番号と同一の番号を付し、共通点についての説明は省略
する。

【００４７】時定数用フレームメモリ２６２から順次読
み出された、各画素毎の時定数は、セレクタ２３１を経
由して時定数用第２フレームメモリ２３２に記録され
る。時定数用フレームメモリ２６２から次の原画像に対
応する各画素毎の時定数がセレクタ２３１に入力される
タイミングと同期して、この各画素と対応する各画素の
時定数が時定数用第２フレームメモリ２３２から読み出
されて掛算器１９３とセレクタ２３１に入力される。掛
算器１９３では、従来のパーシスタンス回路（図１４参
照）の場合と同様に、表示画像フレームメモリ１９２か
ら読み出された画像データに時定数が掛け算されるが、
このパーシスタンス回路では時定数用第２フレームメモ
リ２３２から読み出された、塊状パターン毎に変更され
た時定数が掛け算される。

【００４８】またセレクタ２３１では、セレクタ１９１
で血流画像フレームメモリ１８から入力された画素デー
タが選択されるときは時定数用フレームメモリ２６２か
ら入力された時定数が選択され、セレクタ１９１で表示
画像フレームメモリ１９２から読み出され時定数の掛け
算された画素データが選択されるときは時定数用第２フ
レームメモリ２３２から読み出された時定数が選択され
るように、各画素毎にコンパレータ１９４により切換え
られる。以上の構成により、このパーシスタンス回路で
は、各塊状パターン毎の総画素数、即ち各塊状パターン
の大きさに応じた時定数が与えられた表示画像が得ら
れ、これにより微小血流は比較的長い時間表示させ、大
血流は比較的短い時間だけ表示させることが可能とな
る。

【００４９】図１１は、本発明の他の実施例に係る時定
数変更手段を示した回路ブロック図、図１２はその動作
説明図である。図１１において前述した時定数変更手段
（図７参照）の各ブロックと対応するブロックには図７
に付した番号と同一の番号を付してある。

【００５０】総画素数・時定数変換ＲＯＭ２６１には、
図１２（ａ）に示すように、総画素数をｘ，所定の定数
をｋとしたとき、 τ＝ｅｘｐ（−ｋｘ） …（１） に従う時定数τ、即ち総画素数ｘが増えるに従って指数
関数的に減少する時定数τが予め格納されている。ここ
で総画素数・時定数変換ＲＯＭ２６１内にはｋをある値
Ｋ（例えばＫ＝１）に固定した場合の、総画素数ｘに対
する時定数τが格納されるが、仮に所定の定数ｋを変化
させると、図１２（ｂ）に示すように時定数τの関数形
が変化することになる。この総画素数・時定数変換ＲＯ
Ｍ２６１からは、総画素数フレームメモリ２５２から入
力された総画素数に従って各画素毎に時定数τが出力さ
れる。

【００５１】この総画素数・時定数変換ＲＯＭ２６１か
ら出力された時定数τは、対数演算回路２６３に入力さ
れる。この対数演算回路では、入力された時定数τの対
数値即ち ｌｏｇτ＝ｌｏｇ・ｅｘｐ（−Ｋｘ）＝−Ｋｘ …（２） が求められる。

【００５２】この対数値−Ｋｘは、掛算器２６４におい
て、たとえば設定ダイヤル等により実現される時定数設
定手段２６５において設定された定数αと掛け算され
る。ここでは、総画素数・時定数変換ＲＯＭに予め格納
された時定数τは、予め固定された定数ｋ＝Ｋに対する
ものであるため、図１２（ｂ）のように関数形を可変に
する手段として時定数設定手段２６５で設定された定数
αを掛け算するものである。この定数αが掛け算された
対数値−αＫｘは、指数演算回路２６６に入力され、こ
の指数演算回路２６６において τ’＝ｅｘｐ（−αＫｘ） …（３） の演算が行われて新たな時定数τ’が求められる。この
時定数τ’の関数形は図１１（ｂ）と同様に、時定数設
定手段２６５で設定される定数αにより変化する。この
指数演算回路２６６で求められた時定数τ’は選択回路
２６７に入力される。この選択回路２６７には０も入力
される。

【００５３】一方、総画素数フレームメモリ２５２から
読み出された総画素数ｘは比較回路２６８にも入力さ
れ、またこれとともに比較回路２６８には、時定数設定
手段２６５と同様に設定ダイヤル等により実現される第
１の設定手段２６９、第２の設定手段２７０から図１２
（ｃ）に示すような第１の所定数Ｗ１、第２の所定数Ｗ
２が入力される。この比較回路２６８では、Ｗ１＜ｘ＜
Ｗ２であるか、もしくは、ｘ≦Ｗ１又はＷ２≦ｘである
かが判定され、この判定結果が選択回路２６７に入力さ
れ、これにより選択回路２６７では各画素毎にＷ１＜ｘ
＜Ｗ２の場合は時定数τ’、ｘ≦Ｗ１又はＷ２≦ｘの場
合は０が選択されて時定数フレームメモリ２６２に入力
される。したがって時定数フレームメモリ２６２に記録
された各画素毎の時定数は、図１２（ｃ）に示すよう
に、総画素数ｘがｘ≦Ｗ１又はＷ２≦ｘの場合に０、Ｗ
１＜ｘ＜Ｗ２の場合に上記（３）式に従う時定数とな
る。

【００５４】上記のように時定数設定手段２６５によっ
て定数αを可変できるように構成することにより、オペ
レータの希望に応じたパーシスタンスを実行することが
できる。また、画像上に現われる粒状のノイズや超音波
プローブ自身を動かしたことによって画像上に現われて
しまう大きな血流画像については時定数を０にすること
が好ましいことは従来装置の問題点で述べたが、ここで
は、例えば超音波診断装置のパネルの上のツマミによ
り、所定数Ｗ１，Ｗ２を設定するように構成することに
より、パーシスタンスを行う総画素数ｘの範囲をオペレ
ータが任意に設定することができることとなる。

【００５５】尚、上記各実施例では総画素数が大きいほ
ど時定数を短くする例であるが、前述したように大血流
と微小血流とが隣接して１つの塊状パターンを形成して
いる場合等には、総画素数が大きいほど時定数を大きく
した方がよい場合もあり、本発明では総画素数に対する
時定数の関数形は所定の傾向をもったものに限定される
ものでなく、その目的に応じて種々に構成することがで
きるものである。

【００５６】

【発明の効果】以上詳細に説明したように、本発明の超
音波診断装置は、各塊状パターンを検出し、該各塊状パ
ターンのそれぞれについて該各塊状パターンを構成する
各総画素数を求め、この各総画素数に応じて各画素毎に
パーシスタンスの時定数を変更するようにしたため、例
えば瞬間的に検出された微小血流でも容易にその観察を
行うことが可能な超音波診断装置が実現される。

【００５７】また、パーシスタンスを行う総画素数の範
囲や、総画素数に対する時定数の関数形を外部から設定
できるように構成した場合は、その目的に応じて種々に
変更されたパーシスタンスを行うことができ、より高性
能なかつより使い勝手の良い装置となる。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の一実施例に係る超音波診断装置の基本
構成を示したブロック図である。

【図２】互いに時刻の連なった原画像を例示した図であ
る。

【図３】図２に示す各塊状パターン毎の総画素数を表わ
した図である。

【図４】総画素数に対する時定数の関数の一例を表わし
た図である。

【図５】図１に示す塊状パターン検出手段の一実施例を
示した回路ブロック図である。

【図６】図５に示す塊状パターン検出手段の動作説明図
である。

【図７】図１に示す総画素数算出手段及び時定数変更手
段の一実施例を示した回路ブロック図である。

【図８】図７に示す回路の動作説明図である。

【図９】総画素数・時定数変換特性を例示した図であ
る。

【図１０】本発明に係るパーシスタンス回路の回路ブロ
ック図である。

【図１１】本発明の他の実施例に係る時定数変更手段を
示した回路ブロック図である。

【図１２】図１１に示した時定数変更手段の動作説明図
である。

【図１３】従来の超音波診断装置の基本構成を示したブ
ロック図である。

【図１４】従来のパーシスタンス回路の基本構成を示し
たブロック図である。

【図１５】互いに時刻の連なった原画像を例示した図で
ある。

【図１６】図１４に示すパーシスタンス回路の動作説明
図である。

【符号の説明】

１８ 血流画像フレームメモリ ２３ パーシスタンス回路 ２４ 塊状パターン検出手段 ２５ 総画素数算出手段 ２６ 時定数変更手段 １９１ セレクタ １９２ 表示画像フレームメモリ １９３ 掛け算器 １９４ コンパレータ ２３１ セレクタ ２３２ 時定数用第２フレームメモリ ２４１ 二値化回路 ２４２ 二値画像フレームメモリ ２４３ ラベリング回路 ２４４ ラベル用フレームメモリ ２５１ ラベル・総画素数置換回路 ２５２ 総画素数フレームメモリ ２６１ 総画素数・時定数変換ＲＯＭ ２６２ 時定数用フレームメモリ ２６３ 対数演算回路 ２６４ 掛け算器 ２６５ 時定数設定手段 ２６６ 指数演算回路 ２６７ 選択回路 ２６８ 比較回路 ２６９ 第１の設定手段 ２７０ 第２の設定手段

Claims (4)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 被検体内に送信され該被検体内で反射さ
   れた超音波を受信することにより得られた受信信号に基
   づいて前記被検体内の血流情報を得、該血流情報を、パ
   ーシスタンス回路により該血流情報に残光性を付与して
   血流画像として表示する超音波診断装置において、 前記血流画像を構成する多数の画素から所定のしきい値
   以上の画素値を有する画素を抽出することにより、１つ
   もしくは互いに隣接した複数の画素からなる血流を表わ
   す各塊状パターンを検出する塊状パターン検出手段と、 前記各塊状パターンのそれぞれについて該各塊状パター
   ンを構成する各総画素数を求める総画素数算出手段と、 前記各塊状パターンの各総画素数に応じて前記各塊状パ
   ターン毎に前記パーシスタンス回路の残光の時定数を変
   更する時定数変更手段とを備えたことを特徴とする超音
   波診断装置。
2. 【請求項２】 第１の所定数を設定する第１の設定手段
   を備え、 前記時定数変更手段が、前記各塊状パターンの総画素数
   が前記第１の所定数以上の場合に前記時定数を零とする
   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。
3. 【請求項３】 第２の所定数を設定する第２の設定手段
   を備え、 前記時定数変更手段が、前記各塊状パターンの総画素数
   が前記第２の所定数以下の場合に前記時定数を零とする
   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。
4. 【請求項４】 前記総画素数に対する前記時定数の関数
   形を設定する時定数設定手段を備え、前記時定数変更手
   段が、前記時定数設定手段により設定された関数形に従
   って前記各塊状パターン毎に時定数を変更するものであ
   ることを特徴とする請求項１記載の超音波診断装置。