JPH07109624B2 - 超音波診断装置 - Google Patents
超音波診断装置Info
- Publication number
- JPH07109624B2 JPH07109624B2 JP2202696A JP20269690A JPH07109624B2 JP H07109624 B2 JPH07109624 B2 JP H07109624B2 JP 2202696 A JP2202696 A JP 2202696A JP 20269690 A JP20269690 A JP 20269690A JP H07109624 B2 JPH07109624 B2 JP H07109624B2
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- Japan
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- data
- frame
- ultrasonic diagnostic
- circuit
- image
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- Radar Systems Or Details Thereof (AREA)
- Measurement Of Velocity Or Position Using Acoustic Or Ultrasonic Waves (AREA)
- Image Analysis (AREA)
- Ultra Sonic Daignosis Equipment (AREA)
- Image Processing (AREA)
Description
【発明の詳細な説明】 〔産業上の利用分野〕 本発明は、超音波診断装置、特にフレーム相関回路を有
する超音波診断装置に関する。
する超音波診断装置に関する。
超音波診断装置においては、超音波送受信回路とモニタ
との間にDSCが設けられている。このDSCは、テレビジョ
ン信号と非同期で得られる画像データをテレビジョン信
号に変換するための装置であり、主にメモリによって構
成されている。
との間にDSCが設けられている。このDSCは、テレビジョ
ン信号と非同期で得られる画像データをテレビジョン信
号に変換するための装置であり、主にメモリによって構
成されている。
前記DSCでは、画像フレームごとの相関をとるフレーム
相関処理を行っている。このフレーム相関処理は、得ら
れた画像についてのフレームごとの平均をとり、画面上
のちらつきの発生原因となるノイズを低減するものであ
る。
相関処理を行っている。このフレーム相関処理は、得ら
れた画像についてのフレームごとの平均をとり、画面上
のちらつきの発生原因となるノイズを低減するものであ
る。
従来のDSC内におけるフレーム相関回路を第２図に示
す。従来装置の場合、フレーム相関回路として動作する
のは、ROM1である。ROM1は、新しく入力されてくるデー
タyiがROM1のアドレス上位８ビットに入力される。一
方、画像メモリ２内に格納されている１フレーム前のデ
ータyi-1をROM1のアドレス下位８ビットへ入力すること
により、出力ziとして、 zi＝ａ・yi＋ｂ・yi-1 を得る。この出力データziは、画像メモリ２の、データ
yiが格納されるべきアドレスに記憶される。
す。従来装置の場合、フレーム相関回路として動作する
のは、ROM1である。ROM1は、新しく入力されてくるデー
タyiがROM1のアドレス上位８ビットに入力される。一
方、画像メモリ２内に格納されている１フレーム前のデ
ータyi-1をROM1のアドレス下位８ビットへ入力すること
により、出力ziとして、 zi＝ａ・yi＋ｂ・yi-1 を得る。この出力データziは、画像メモリ２の、データ
yiが格納されるべきアドレスに記憶される。
ここで、ROM1の内容を作成する従来のアルゴリズムは、
アドレスＡを16ビット、データＤを８ビットとすると、 Ｂ＝A/256（切り捨て） B:アドレス上位８ビットでデータyiに対応 Ｃ＝Ａ−Ｂ×256 C:アドレス下位８ビットでデータyi-1に対応 Ｄ＝ａ・Ｂ＋ｂ・ｃ であった。そして、従来のフレーム相関処理はノイズの
除去が目的であり、前記a,bの値は固定されている。こ
れによってROM1は線形のローパスフィルタを構成してい
る。
アドレスＡを16ビット、データＤを８ビットとすると、 Ｂ＝A/256（切り捨て） B:アドレス上位８ビットでデータyiに対応 Ｃ＝Ａ−Ｂ×256 C:アドレス下位８ビットでデータyi-1に対応 Ｄ＝ａ・Ｂ＋ｂ・ｃ であった。そして、従来のフレーム相関処理はノイズの
除去が目的であり、前記a,bの値は固定されている。こ
れによってROM1は線形のローパスフィルタを構成してい
る。
超音波診断装置において、心臓Ｂモード画像における増
幅弁等はかなり速いスピードで動いており、心腔内には
スペックルやサイドロープに起因するちらちらしたノイ
ズが存在している。このノイズは、従来装置のように係
数a,bを等しく「0.5」に設定して平均化処理することに
より低減できる。しかし、このように係数a,bを等しく
設定すると、前記のようなかなり速いスピードで動く増
幅弁等については画像がボケてしまう。一方、この増幅
弁を明瞭に表示しようとすれば、ａを「１」程度に設定
し、またｂを「０」程度に設定しなければならない。
幅弁等はかなり速いスピードで動いており、心腔内には
スペックルやサイドロープに起因するちらちらしたノイ
ズが存在している。このノイズは、従来装置のように係
数a,bを等しく「0.5」に設定して平均化処理することに
より低減できる。しかし、このように係数a,bを等しく
設定すると、前記のようなかなり速いスピードで動く増
幅弁等については画像がボケてしまう。一方、この増幅
弁を明瞭に表示しようとすれば、ａを「１」程度に設定
し、またｂを「０」程度に設定しなければならない。
このように、ノイズを低減しようとすればするほど動き
の速い部分の画像に対してもローパスが同じようにかか
り、画像がボケてしまう。逆に動きの速い部分を明瞭に
表示しようとすれば、ノイズが低減できなくなってしま
う。
の速い部分の画像に対してもローパスが同じようにかか
り、画像がボケてしまう。逆に動きの速い部分を明瞭に
表示しようとすれば、ノイズが低減できなくなってしま
う。
本発明の目的は、ノイズを低減でき、しかも動きの速い
部位を明瞭に表示することができる超音波診断装置を提
供することにある。
部位を明瞭に表示することができる超音波診断装置を提
供することにある。
本発明に係る超音波診断装置は、フレーム相関回路と、
相関演算データ出力手段とを備えている。フレーム相関
回路は、プローブ及び超音波送受信回路により得られる
画像データについて、入力されてくるフレームのデータ
及び先のフレームのデータを所定の係数に基づいて平均
する。相関演算データ出力手段は、フレーム相関回路に
設けられ、１または２以上の閾値を有し、入力データと
先のデータとを閾値と比較してこの比較結果に基づいて
フレーム相関回路の係数の値を決定するとともに、フレ
ーム相関回路が演算するデータを出力する。
相関演算データ出力手段とを備えている。フレーム相関
回路は、プローブ及び超音波送受信回路により得られる
画像データについて、入力されてくるフレームのデータ
及び先のフレームのデータを所定の係数に基づいて平均
する。相関演算データ出力手段は、フレーム相関回路に
設けられ、１または２以上の閾値を有し、入力データと
先のデータとを閾値と比較してこの比較結果に基づいて
フレーム相関回路の係数の値を決定するとともに、フレ
ーム相関回路が演算するデータを出力する。
本発明では、入力されてくるフレームのデータ（入力デ
ータ）の値と先のフレームのデータ（先のデータ）の値
をそれぞれ閾値と比較する。この比較結果に基づいて、
入力データと先のデータとを平均する係数を変化させ
る。
ータ）の値と先のフレームのデータ（先のデータ）の値
をそれぞれ閾値と比較する。この比較結果に基づいて、
入力データと先のデータとを平均する係数を変化させ
る。
たとえば、データの値がそれ以下であればノイズと判断
できる第１の値とデータの値がそれ以上であれば生体内
の組織であると判断できる程度に充分大きな第２の値と
を閾値として設定する。入力データ及び先のデータが第
１の値以下であれば、入力データがノイズであることが
明白であり、従来同様に入力データと先のデータのそれ
ぞれに掛け合わせる係数としてノイズを低減できるよう
な係数を選択する。
できる第１の値とデータの値がそれ以上であれば生体内
の組織であると判断できる程度に充分大きな第２の値と
を閾値として設定する。入力データ及び先のデータが第
１の値以下であれば、入力データがノイズであることが
明白であり、従来同様に入力データと先のデータのそれ
ぞれに掛け合わせる係数としてノイズを低減できるよう
な係数を選択する。
また、入力データ及び先のデータの少なくともいずれか
一方が第２の値以上の場合は、入力信号は何らかの意味
を持つ信号であると判断できるので、この場合には先の
データとの平均をとらずに入力データが強調されるよう
な係数を選択する。
一方が第２の値以上の場合は、入力信号は何らかの意味
を持つ信号であると判断できるので、この場合には先の
データとの平均をとらずに入力データが強調されるよう
な係数を選択する。
さらに、入力データ及び先のデータが第１の値と第２の
値との中間である場合、入力データと先のデータのそれ
ぞれに対してノイズ低減用の係数と強調用の係数の中間
の値となる係数を選択する。
値との中間である場合、入力データと先のデータのそれ
ぞれに対してノイズ低減用の係数と強調用の係数の中間
の値となる係数を選択する。
超音波診断装置では、いわゆるＢモード画像等の断層画
像データにおいて、生体の組織とそれ以外の部分から得
られるデータのレベルの差がかなり大きくなっている。
したがって、第２の閾値を第１の閾値と比して充分大き
な値とし、入力データ及び先のデータをそれぞれ閾値と
比較することにより、そのデータが生体の組織によるデ
ータであるが、組織以外の部位からのデータであるか、
あるいはノイズであるかを判別することが確実にかつ容
易に行うことができる。たとえば超音波診断装置におけ
る心臓のＢモード画像においては非常に速く運動してい
る弁の画像が明瞭に表示され、しかもノイズレベルはフ
レーム相関が十分にかかるので画面上のちらつきがなく
なる。
像データにおいて、生体の組織とそれ以外の部分から得
られるデータのレベルの差がかなり大きくなっている。
したがって、第２の閾値を第１の閾値と比して充分大き
な値とし、入力データ及び先のデータをそれぞれ閾値と
比較することにより、そのデータが生体の組織によるデ
ータであるが、組織以外の部位からのデータであるか、
あるいはノイズであるかを判別することが確実にかつ容
易に行うことができる。たとえば超音波診断装置におけ
る心臓のＢモード画像においては非常に速く運動してい
る弁の画像が明瞭に表示され、しかもノイズレベルはフ
レーム相関が十分にかかるので画面上のちらつきがなく
なる。
第１図は本発明の一実施例によるフレーム相関回路が採
用された超音波診断装置の概略ブロック構成図である。
用された超音波診断装置の概略ブロック構成図である。
この超音波診断装置は、診断装置本体10と、この診断装
置本体10に接続されたプローブ11とから構成されてい
る。プローブ11は、たとえば複数の微小振動子から構成
されている。装置本体10は、プローブ11に接続された超
音波送受信回路12と、DSC13と、モニタ14と、制御部15
とを有している。また、超音波送受信回路12とDSC13と
の間には、アナログ信号をディジタル信号に変換するA/
D変換回路16が設けられ、またDSC13とモニタ14との間に
は、ディジタル信号をアナログ信号に変換するD/A変換
回路17が設けられている。
置本体10に接続されたプローブ11とから構成されてい
る。プローブ11は、たとえば複数の微小振動子から構成
されている。装置本体10は、プローブ11に接続された超
音波送受信回路12と、DSC13と、モニタ14と、制御部15
とを有している。また、超音波送受信回路12とDSC13と
の間には、アナログ信号をディジタル信号に変換するA/
D変換回路16が設けられ、またDSC13とモニタ14との間に
は、ディジタル信号をアナログ信号に変換するD/A変換
回路17が設けられている。
超音波送受信回路12は、超音波ビームを送波するための
高周波パルス発振器や反射エコーを増幅する増幅器及び
検波回路等を含んでおり、Ｂモード断層像信号が得られ
るようになっている。また、DSC13は、バッファメモ
リ、画像メモリ、映像信号混合器等を含んでおり、超音
波送受信回路12で得られる画像データを、テレビジョン
信号に変換するための回路である。またこのDSC13にフ
レーム相関回路が構成されている。DSC13で得られた信
号は、D/A変換回路17を介してアナログ信号に変換さ
れ、モニタ14上に表示されるようになっている。
高周波パルス発振器や反射エコーを増幅する増幅器及び
検波回路等を含んでおり、Ｂモード断層像信号が得られ
るようになっている。また、DSC13は、バッファメモ
リ、画像メモリ、映像信号混合器等を含んでおり、超音
波送受信回路12で得られる画像データを、テレビジョン
信号に変換するための回路である。またこのDSC13にフ
レーム相関回路が構成されている。DSC13で得られた信
号は、D/A変換回路17を介してアナログ信号に変換さ
れ、モニタ14上に表示されるようになっている。
前記DSC13には、第２図に示すように、画像メモリ２と
フレーム相関回路を構成するROM1が設けられている。
フレーム相関回路を構成するROM1が設けられている。
ROM1は、入力データyiとこの１つ前のフレームのデータ
yi-1とをアドレスとして、これらのデータから相関処理
を行ったデータziを画像メモリ２に対して出力するもの
である。このROM1の内容は、以下のようなアルゴリズム
で作成されている。
yi-1とをアドレスとして、これらのデータから相関処理
を行ったデータziを画像メモリ２に対して出力するもの
である。このROM1の内容は、以下のようなアルゴリズム
で作成されている。
すなわち、アドレスをＡ（16ビット）とし、データをＤ
（８ビット）とする。そして、 Ｂ＝A/256（切り捨て） B:アドレス上位８ビットで、入力データyiに対応 Ｃ＝Ａ−Ｂ×256 C:アドレス下位８ビットで、１フレーム前のデータyi-1
に対応 とする。このとき、 前記Ｂ及びＣが同時にｄ（たとえば「10」）以下であ
れば、これらはノイズと判断できるので、出力データＤ
としては、 Ｄ＝a1・Ｂ＋b1・Ｃ a1＝b1＝0.5 とする。また、 Ｂ及びＣが同時にｄ以上でｅ（ｅ＞ｄ）以下であれ
ば、これらはノイズと断層データの中間と判断できるの
で、出力データＤとしては、 Ｄ＝a2・Ｂ＋b2・Ｃ a2・0.75,b2＝0.25 とする。さらに、 ＢとＣのうちいずれか一方がｆ（ｆ＞ｅ）以上であれ
ば、これらは断層データであると判断できるので、出力
データＤとしては、 Ｄ＝a3・Ｂ＋b3・Ｃ a3＝1.0,b3＝０ とする。
（８ビット）とする。そして、 Ｂ＝A/256（切り捨て） B:アドレス上位８ビットで、入力データyiに対応 Ｃ＝Ａ−Ｂ×256 C:アドレス下位８ビットで、１フレーム前のデータyi-1
に対応 とする。このとき、 前記Ｂ及びＣが同時にｄ（たとえば「10」）以下であ
れば、これらはノイズと判断できるので、出力データＤ
としては、 Ｄ＝a1・Ｂ＋b1・Ｃ a1＝b1＝0.5 とする。また、 Ｂ及びＣが同時にｄ以上でｅ（ｅ＞ｄ）以下であれ
ば、これらはノイズと断層データの中間と判断できるの
で、出力データＤとしては、 Ｄ＝a2・Ｂ＋b2・Ｃ a2・0.75,b2＝0.25 とする。さらに、 ＢとＣのうちいずれか一方がｆ（ｆ＞ｅ）以上であれ
ば、これらは断層データであると判断できるので、出力
データＤとしては、 Ｄ＝a3・Ｂ＋b3・Ｃ a3＝1.0,b3＝０ とする。
このように、入力データの振幅の大きさに応じて係数a,
bを適宜変更することにより、振幅の小さいノイズは十
分にフレーム相関処理を施して低減することができる。
したがって、モニタにおける画像のちらつきが押さえら
れる。一方、Ｂモード画像における心臓の弁等のように
非常に速く運動するものについては、フレーム相関処理
が機能せず、画像がボケることはない。したがって、明
瞭な画像が得られる。
bを適宜変更することにより、振幅の小さいノイズは十
分にフレーム相関処理を施して低減することができる。
したがって、モニタにおける画像のちらつきが押さえら
れる。一方、Ｂモード画像における心臓の弁等のように
非常に速く運動するものについては、フレーム相関処理
が機能せず、画像がボケることはない。したがって、明
瞭な画像が得られる。
なお、前記実施例では、相関処理の係数を３段階に変化
させるようにしたが、さらに細かく段階分けすることに
より、きめ細かい対応ができる。
させるようにしたが、さらに細かく段階分けすることに
より、きめ細かい対応ができる。
以上のように本発明では、モニタ上におけるスペックル
ノイズや、カイドローブによる不要なノイズに対しては
十分に作用してノイズを低減することができ、一方速い
動きを行う対象に対してはその画像を明瞭にすることが
できる。
ノイズや、カイドローブによる不要なノイズに対しては
十分に作用してノイズを低減することができ、一方速い
動きを行う対象に対してはその画像を明瞭にすることが
できる。
第１図は本発明の一実施例が採用された超音波診断装置
の概略ブロック構成図、第２図はそのDSCの一部を示す
ブロック図である。 １……ROM、２……画像メモリ、13……DSC。
の概略ブロック構成図、第２図はそのDSCの一部を示す
ブロック図である。 １……ROM、２……画像メモリ、13……DSC。
Claims (1)
- 【請求項１】プローブと超音波送受信回路により超音波
信号を送受信して画像データを得、前記画像データに基
づく断層像をモニタに表示する超音波診断装置であっ
て、 前記画像データについて、入力されてくるフレームのデ
ータ及び先のフレームのデータを所定の係数に基づいて
平均するフレーム相関回路と、 前記フレーム相関回路に設けられ、１または２以上の閾
値を有し、前記入力データと先のデータとを前記閾値と
比較し、この比較結果に基づいて前記係数の値を決定
し、前記フレーム相関回路の演算するデータを出力する
相関演算データ出力手段と、 を備える超音波診断装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2202696A JPH07109624B2 (ja) | 1990-07-30 | 1990-07-30 | 超音波診断装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2202696A JPH07109624B2 (ja) | 1990-07-30 | 1990-07-30 | 超音波診断装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0486583A JPH0486583A (ja) | 1992-03-19 |
| JPH07109624B2 true JPH07109624B2 (ja) | 1995-11-22 |
Family
ID=16461645
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2202696A Expired - Fee Related JPH07109624B2 (ja) | 1990-07-30 | 1990-07-30 | 超音波診断装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH07109624B2 (ja) |
Families Citing this family (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP5085691B2 (ja) * | 2010-07-14 | 2012-11-28 | 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 |
Family Cites Families (8)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS54127623A (en) * | 1978-03-27 | 1979-10-03 | Nec Corp | S/n improving device for television video signal |
| JPS592227B2 (ja) * | 1978-08-21 | 1984-01-17 | 株式会社日立製作所 | 雑音除去方式 |
| JPS5836312B2 (ja) * | 1978-08-21 | 1983-08-08 | 日本電信電話株式会社 | 通信用平衡ケ−ブル線路の障害位置測定方式 |
| JPS56172064U (ja) * | 1980-05-23 | 1981-12-18 | ||
| JPH0650523B2 (ja) * | 1985-01-29 | 1994-06-29 | 三菱電機株式会社 | 画像処理装置 |
| JPH069620Y2 (ja) * | 1985-11-27 | 1994-03-16 | 株式会社島津製作所 | 超音波診断装置 |
| JPH01119620U (ja) * | 1988-02-03 | 1989-08-14 | ||
| JPH01284232A (ja) * | 1988-05-10 | 1989-11-15 | Fujitsu Ltd | 超音波診断装置 |
-
1990
- 1990-07-30 JP JP2202696A patent/JPH07109624B2/ja not_active Expired - Fee Related
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH0486583A (ja) | 1992-03-19 |
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Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20071122 Year of fee payment: 12 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20081122 Year of fee payment: 13 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20091122 Year of fee payment: 14 |
|
| LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |