JPH10192275A - 超音波情報の基準化方法および該方法による医療用超音波診断画像処理装置 - Google Patents

超音波情報の基準化方法および該方法による医療用超音波診断画像処理装置

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JPH10192275A
JPH10192275A JP31773997A JP31773997A JPH10192275A JP H10192275 A JPH10192275 A JP H10192275A JP 31773997 A JP31773997 A JP 31773997A JP 31773997 A JP31773997 A JP 31773997A JP H10192275 A JPH10192275 A JP H10192275A
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N Roundhill David
デイビッド・エヌ・ラウンドヒル
Rust David
デイビッド・ルスト
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Abstract

(57)【要約】 【解決手段】 異なるノイズレベルを有する超音波エコ
ーの受信に応答して身体領域の二次元画像を作成する超
音波診断画像処理装置であって：受信された超音波エコ
ー信号に応答して、該画像の次元について該エコー信号
の、表示されるダイナミックレンジおよびノイズ排除レ
ベルを変化させるダイナミックレンジプロセッサ；およ
び、該ダイナミックレンジプロセッサに応答して、該ノ
イズ排除レベル以上の該エコー信号を表示する表示装置
からなる超音波診断画像処理装置。 【効果】 表示ダイナミックレンジと表示信号用のノイ
ズ排除レベルが、それぞれ画像中で自動的に変化し、各
次元についてダイナミックレンジとノイズしきい値が制
御される。好適例では、表示ダイナミックレンジとノイ
ズ排除レベルが、超音波画像の範囲(深さ)および横方向
(走査線から走査線へ）の両次元について変化する。

Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、超音波画像データ
の深さおよび横方向走査次元の可変圧縮方法に関し、ま
た本発明は、医療用超音波画像データの取得および表示
に関し、特に走査深さおよび横方向次元の関数としてか
かる画像データのダイナミックレンジを変更する方法に
関する。
【０００２】
【従来の技術】表示しようとする身体の画像領域から超
音波エコーが受信されるとき、その信号ダイナミックレ
ンジに関して雑音レベルを上回る可能性ある値が、受信
信号の実際のデータとして定量化される。通常定量化の
単位はデシベル（ｄＢ）であり、例えば、６０デシベル
の信号とは、最高レベルから６０ｄＢ下がった範囲まで
のエコーは信頼性良く受信することができ、それ以下の
低レベルは、雑音にすぎないと識別されることを意味す
る。この特性への超音波装置の共通の処理応答は、６０
デシベル以上の範囲内にある信号を使用し、そのレベル
以下の信号を捨て去ることである。従って、６０ｄＢの
範囲内の実際の超音波エコーが表示され、６０ｄＢ以下
の雑音レベルの信号は切り取られそして無視される。
【０００３】超音波受信器技術が進歩するにつれて、エ
コーが信頼性良く感知される信号ダイナミックレンジの
幅は向上した。本出願人の製造したＨＤＩ(登録商標)５
０００装置により使用された超音波受信器などは、例え
ば１５０ｄＢの信号ダイナミックレンジ以上の真正なエ
コー信号を識別することができる。しかし、これらの装
置の信号ダイナミックレンジは、より低感度のものと同
様に、今日の表示モニターの表示能力を大きく越えてい
る。従って、表示用のより低いダイナミックレンジに、
受信エコーの信号ダイナミックレンジを圧縮することが
簡便であり、それは通常より強い信号に比較して低レベ
ル信号を大きく強める対数圧縮により実施される。１６
ビット受信エコー信号の２16の可能なレベルが、例え
ば、２8の対数的に応答するレベルの表示信号に圧縮さ
れまたはマッピングされる。深さ依存減衰（ＴＧＣ増幅
により相殺される)および動的開口変化（それは正規化
利得あるいは減衰により相殺される)などの、種々の自
然的に発生し、そして組織的に誘発された効果が削除さ
れた後に、超音波信号処理過程の最後で、対数圧縮は通
常実施される。
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】従来の超音波装置にお
いて、上記の例における６０デシベルなど、画像領域に
一定のノイズしきい値を適用する画像処理用に、対数圧
縮範囲が選択される。しかし、一部は上記自然的、組織
的効果およびそれらが相殺される態様などの特性のた
め、超音波画像領域は均一なノイズレベルを示さない。
超音波画像中のいかなる点の適用可能な信号ダイナミッ
クレンジも、いくつかのパラメータの関数である。これ
らには、受信ビーム形成の間に使用されたチャネル数、
超音波ビームが受けた減衰、および深さの関数としての
ビーム輪郭(profile)が含まれる。従って、画像領域中
の全ての点で、真正な信号の全ての信号ダイナミックレ
ンジを使用し、ノイズレベル信号を正確に除去した表示
信号を作成することが望ましい。
【０００５】
【課題を解決するための手段】本発明によると、表示さ
れるダイナミックレンジと表示信号用のノイズ排除レベ
ルが、画像全体で自動的に変化し、各次元において、ダ
イナミックレンジとノイズしきい値を制御する。好適例
において、表示されるダイナミックレンジおよびノイズ
排除レベルが、超音波画像の範囲(深さ)および横方向
(走査線から走査線へ）の両次元について変化する。
【０００６】図１は、セクター画像領域を説明する。図
２は、超音波画像の信号ダイナミックレンジの、深さに
よる変化例の説明である。図３は、超音波画像の信号ダ
イナミックレンジの横方向位置の変化例を説明する。図
４は、リニア走査超音波画像の定数信号ダイナミックレ
ンジの境界を説明する。図５は、放射状に走査された超
音波画像の定数信号ダイナミックレンジの境界を説明す
る。図６は本発明により構成された超音波診断画像処理
装置のブロックダイヤグラムによる説明である。図７
は、横方向と深さの両方が変化する、リニア走査画像領
域の圧縮マップの分布を説明する。図８は、本発明の一
例のいくつかの圧縮マップを説明する。そして図９は、
本発明の第二の例の、いくつかの圧縮マップを説明す
る。
【０００７】
【発明の実施の態様】本明細書において、圧縮マップあ
るいは圧縮マッピングなる用語は、受信された信号への
ダイナミックレンジ圧縮および排除レベルの適用を意味
している。信号ダイナミックレンジなる用語は、２０掛
ける(最大信号レベル/ノイズレベル)の対数、であるデ
シベルなる単位で一般に表される、ノイズに対する信号
の比を意味している。ノイズレベルなる用語は、そこで
希望する信号が望まれない信号を越えるレベルである。
まず図１を参照すると、アレー変換器１２から発せられ
るセクター画像領域３０が、図式的に示されている。セ
クター画像領域を走査するアレー変換器が、変換器表面
の平面に対して種々の角θを持つ走査線３２などの走査
線に沿って超音波エネルギーを発信し、受信する。各走
査線が、画像領域に放射状に拡散し、そして走査線に沿
った画像領域の種々の深さｚからエコーが戻る。
【０００８】多くの異なる要因が、走査線に沿って戻る
エコー信号のノイズレベルに悪影響を及ぼす場合があ
る。これらの要因の１つが、変換器開口の変化である。
エコーがより深くから受信されるに従って、変換器アレ
ーの活性開口を増加させるのが通常であり、エコーが浅
い位置から受信されるときは、比較的少数の素子で始ま
り、エコーがより大きな深さｚから受信されに従って多
数の素子となる。別の要因は深さ依存減衰である。より
深い部位から受信されるエコーは、浅い位置ｚから受信
されるエコーよりも、低振幅で、低信号対雑音比であ
る。これら要因の影響が複合された曲線４０が図２に示
されている。曲線４０は、近接領域で急速に開口が拡大
するので、信号ダイナミックレンジは最初に、７０デシ
ベルから９０デシベルまでの増加を示している。曲線は
９０デシベルで頂点に達し、そこから、それらが同じ開
口で次第に大きな深さから受信されるに従って、エコー
は深さ依存減衰を経験するので低下してゆく。
【０００９】深さ依存効果は図２で示されるようにして
生じるのであるが、他の効果は、異なる走査線の横方向
位置の関数として生じる。セクター走査画像領域３０に
おいて、該領域の中心走査線３２は、変換器表面に直角
に配置されていることが分かり、最大量のエコーエネル
ギーが変換器により受信されることを可能とする。エコ
ーが直角から傾いた角度、本例においては±４５゜まで
の走査線から受信されるに従って、超音波の入射角およ
び変換器アレーは斜めになり、より横方向の走査線で
は、エコーエネルギー量は減少して受信される。この走
査線傾斜によるエコーエネルギー量の減少は、図３の曲
線４２により表わされ、画像領域の一定深さｚにおける
微分下降線ΔｄＢとして示されている。従って、画像領
域３０中のいずれの点の信号ダイナミックレンジも、領
域のすべての点で４０および４２などの空間依存曲線の
結合した効果の関数である。
【００１０】これらの効果は、画像領域がセクターによ
りまたはリニアに走査されたかどうかにより相違する。
例えば図４は、リニアに走査された画像領域５０におけ
る定数信号ダイナミックレンジのラインを描写してい
る。リニア走査においては一連の平行な走査線が発信さ
れ、そして中心走査線５２などの走査線のレチリニア(r
etilinear)パターンからのエコーが受信される。深さ(
z )方向における信号ダイナミックレンジは、ちょうど
セクター走査の場合のように、開口が拡張し、深さ依存
減衰が生じるにつれて、図２の曲線４０に従う。これ
が、定数信号ダイナミックレンジラインのダイナミック
レンジ数により示され、６５デシベルで始まり、７０デ
シベルに増加し、そして深さ依存減衰により６５および
６０デシベルに低下する。しかし、各走査線は、変換器
の面に直角に発信され受信され、即ち変換器に対し走査
線の角度に変化はないので、信号ダイナミックレンジの
横方向の変化は、図３の曲線４２のようにならないであ
ろう。むしろ、横方向の信号ダイナミックレンジの変化
は、ラインの直線部分により示されるように、ほとんど
の画像領域５０について実質的に定数である。ラインの
曲がった末端により示されるように、ノイズレベルは、
画像領域５０の横方向側で上昇する。これは最も横方向
の走査線の発信および受信までにアレーの横方向端に到
達してしまうので、それ以上の変換器素子がないことに
より開口が限られることによる。
【００１１】セクター走査画像領域３０の場合におい
て、曲線４０および４２により示された効果の結果とし
て、図５で示されるように同一信号ダイナミックレンジ
のラインが現れる。この例において、信号ダイナミック
レンジは、９０デシベルで示された点で最大となるのが
分る。信号ダイナミックレンジが、変換器から図５に示
すこの距離でこのレベルまで増加し、次いで再び深さと
共に減少し、そして定数信号ダイナミックレンジのライ
ンが示すように、画像領域の中心から角度のある走査線
への移動と共に減少するのが分る。
【００１２】これらの特性に応答する超音波画像処理装
置が、図６にブロックダイヤグラムにより示されてい
る。変換器アレー１２を含む走査ヘッド１０は、ビーム
形成器１４に接続され、アレーの個々の変換器素子から
の信号を遅延させ結合させ、各受信された走査線に沿っ
てコヒーレントエコー信号を形成する。ビーム形成され
たエコー信号は次いで、正規化回路１６により開口変化
の効果のために正規化される。正規化回路は、エコー信
号に利得あるいは減衰の要素を適用し、米国特許出願Ｓ
Ｎ０８／８９３，４２６に、より詳細に記載されている
ように、開口拡大効果を除去する。エコー信号が開口変
化について等化され、エコー信号は検知回路１８により
検知され、次いで可変圧縮回路２０により、本発明の原
則に従ってマッピングされる。好適例において、実施さ
れる圧縮は対数圧縮であり、これによりエコー信号の信
号ダイナミックレンジが、表示に、より適当な対数範囲
にマッピングされる。実施された圧縮および形成された
表示ダイナミックレンジおよびノイズしきい値は、圧縮
マップ選択プロセッサ２２により可変化される。プロセ
ッサ２２は、空間依存変数に従って加工するアルゴリズ
ムのための適当な圧縮マップあるいは定数を選択する。
エコー信号の深さまたは範囲ｚ、処理される走査線の角
度または横方向の位置θ、時間利得補償(ＴＧＣ)曲線、
あるいは横方向利得補償(ＬＧＣ)曲線を含む四つのこの
ような変数を図７に示す。これらのいずれかあるいはそ
の他の変数が、エコー信号の表示されるダイナミックレ
ンジおよびノイズしきい値が空間可変性を持つように採
用される。再マッピングされたエコー信号は次いで、走
査変換器２４によって希望する画像方式に変換され、表
示装置２６上に表示される。
【００１３】可変圧縮回路２０が受信エコー信号を希望
する表示ダイナミックレンジおよびノイズしきい値マッ
プに再マッピングするのには、いくつかの方法がある。
１つは、プロセッサ２２によるものであり、その入力信
号に応答して、希望する可変圧縮を受信画像データに適
用する予め保存された圧縮マップを選択することであ
る。例えば、プロセッサ２２は、複数のフル実装ディジ
タルルックアップテーブル(fully populated digital l
ook-up table)の１つを保存し、選択する。各圧縮マッ
プにおいて、テーブルは入力語の幅により決められた大
きさである。図７は、この例では５デシベル増分に量子
化されたこのようなテーブルを図示している。このテー
ブルは、リニア走査画像領域５０用に利用される。深さ
( z )方向で、このマップは６５デシベル帯域から始ま
り、７５デシベル帯域に増加し、次いで２．５cｍを越
える最大深さで６０デシベル帯域に低下する圧縮マップ
の不連続帯域からなっていることが観察される。画像領
域の横方向端で、信号ダイナミックレンジが低下し、従
ってより制限された圧縮マップの使用となる。例えば７
５デシベル圧縮マップは、各横方向端で７０デシベル圧
縮マップになり、図４に示される定数信号ダイナミック
レンジのラインと一致したものとなる。
【００１４】ルックアップテーブル形式で全圧縮マップ
を記憶しない、他の技術は、各エコー値が受信されるに
従って出力値を計算することであり、これにより出力値
ｆ(ｘ)が受信されたエコー値ｘからプロセッサ２２によ
り与えられ、空間に依存する係数ａおよびｂの関数とし
て計算される。例えば、計算に使用することができるア
ルゴリズムは下式となる。
【００１５】 ｆ(x)＝ａ(log(x)−ｂ） [ １ ]
【００１６】最も重要な「１」ビットが小数点の左に置
かれ、そして残りのディジタル語が小数点の右に置かれ
るまで、予め圧縮されたディジタルエコー値ｘが右桁送
りされる。この表示法が十進法で１と２の間の値を示
し、下式で表示時することができる。 ｗ＝１＋ｙ [ ２ ] １と２の間の数の対数は、下式の多項式近似により表示
することができる。
【００１７】 log(１＋ｙ)＝ａ1ｙ＋ａ2ｙ2＋ａ3ｙ3＋ａ4ｙ4＋ａ5ｙ5＋ε(ｙ） [ ３ ]
【００１８】ここにａ1−ａnは不変の係数であり、｜ε
(ｙ)｜＝１ｘ１０-5である。希望により、より高次の多
項式により、より高精度を得ることができる。このよう
にして得られたlog(ｗ)項が、次いで下式を用いてlog
(ｘ)を計算するのに用いられる。
【００１９】 log(ｘ)＝ｍlog(２）＋log(ｗ） [ ４ ]
【００２０】ここにｍは、１と２の間にエコー値ｘを移
動させるための、上式に使用される右桁送り操作の数で
ある。式[４]のlog(ｘ)項は次いで、f(ｘ)を計算するた
めに、プロセッサ２２により選択されるａおよびｂの値
と共に式[１]に使用される。画像領域中のそれぞれ異な
る空間位置は、それ自身特有のａ，ｂ値の対を持つこと
ができ、もしくはこの値は、１つの圧縮マップから次へ
と希望する変更頻度で定期的に更新することができる。
【００２１】ａ，ｂ表記法により表記された典型的な圧
縮マップが図８に示されている。大きな表示ダイナミッ
クレンジ用、中間の表示ダイナミックレンジ用、および
減縮されたダイナミックレンジ用の３個の圧縮マップ６
２，６４，６６が図に示されている。この例において、
圧縮マップ６２が８５ｄＢの表示ダイナミックレンジを
有するのが分り、圧縮マップ６６が、５０デシベルの表
示ダイナミックレンジを持っており、そして圧縮マップ
６４がその中間の範囲を有するのが分る。各圧縮マップ
は、それ以下でノイズが削除される異なる排除レベル７
０、７２、７４から、飽和レベル６８まで延びている。
この例の全ての圧縮マップは異なる傾きを持ち、そして
共通の点６０で全て交差する。共通の点は、この例で示
されているように中央に置かれるか、またはノイズフロ
ア(noise floor)あるいは飽和(saturation)レベルを含
むどこか他の領域にある。入力値である横座標は対数ス
ケールで表され、他方出力値である縦軸はリニアスケー
ルであるので、圧縮マップは直線で示される。この例で
は２５６の不連続な出力値があり、即ち８ビット言語と
して出力信号を表すことができることを意味している。
各不連続なａ，ｂ値の対が、特有の圧縮曲線を決定す
る、ここに下式の関係がある。
【００２２】 ａ＝Outputmax／(log{Inputmax}−ｂ) [ ５ ] および ｂ＝log(Inputmax／１０(DynamicRange/20)) [ ６ ]
【００２３】ここに、Outputmaxは、最大圧縮出力値で
あり、Inputmaxは、そこで圧縮マップが飽和レベル６８
と交差する点であり、そしてDynamicRangeは、ｄＢによ
る表示ダイナミックレンジである。従って、エコーが領
域のより深くからの走査線に沿って受信されるにつれ
て、希望する割合でａおよびｂは変化し、表示ダイナミ
ックレンジは最初増加し始め、次いで開口変化および深
さ依存減衰により減少する。それに応答して排除レベル
が低下し、次いで開口変化と深さ依存減衰により増加す
る。このような変化が、ＴＧＣあるいは深さあるいは時
間の関数により誘起される。そして、走査線が変換器平
面に対して傾斜が増し、あるいはリニア走査画像領域の
端部に向かって受信されるにつれて、ａおよびｂは角θ
あるいはＬＧＣの関数に応答して変化し、より横方向の
走査線のために徐々に表示ダイナミックレンジを減少さ
せ、排除レベルを増加させる。全画像領域にわたって一
定の排除レベルを維持するのではなく、排除レベルは常
に画像領域の各点あるいは各部分の実際のノイズレベル
に合わせられる。
【００２４】図９は、図８の圧縮マップの変形を説明し
ており、そこでは圧縮マップは屈折点が与えられ、共通
の入力信号レベルで飽和レベル６８に収束する。米国特
許出願ＳＮ ０８／８９３，４２６に説明されるよう
に、この特性は最高明度で自然に表示される超音波画像
中の対象物の明度を下げ、この状況はより低い明度ある
いは鮮明度で表示されている隣接構造の識別能力を限定
する場合がある。この特性は、飽和出力信号(レベル６
８の大きさ)の範囲を限定することによりこれを実施す
る。曲線６６のように、(対数スケール上で)直線的に飽
和レベルに続くのではなく、圧縮マップ６６'は屈曲点
６７を表示し、入力信号範囲のより高いレベルで飽和レ
ベル６８に接近し到達する。この例において、表示ダイ
ナミックレンジが飽和レベルに達する点は、圧縮マップ
の変化によって変化しない；即ち、圧縮マップ６２，６
４’、６６’の全てが同じ点で飽和レベルに収束する。
従って、圧縮回路２０への入力信号が飽和レベルでの表
示信号を作成する点は、画像領域中の異なる点で異なる
圧縮マップが使用されても変化しない。
【００２５】２つの異なる傾きを有する圧縮マップが使
用されると、ａ，ｂのパラメータに加えて、圧縮マップ
中の屈曲点６７用の他のパラメータを採用する必要があ
る。本発明の構成例において、ダイナミックレンジアル
ゴリズムは５つのパラメータ(ａ、ｂ、ａ１，ｂ１、お
よび屈曲点)を使用し、深さおよび横方向に変化する圧
縮マップ用に動的に受信エコー信号を処理する。エコー
値は「屈曲点」と比較され、比較の結果はａ，ｂ，また
はａ１，ｂ１のパラメータの組のいずれかを使用し、こ
れにより各エコー値用の適切な圧縮マップを決定する。
【００２６】本発明例が示すように、入力として時間利
得補償、深さおよびラインポジションを使用するプロセ
ッサの使用は、画像領域の幅と深さについて、信号ダイ
ナミックレンジあるいは他の音響あるいは装置上の特性
の変化に従って圧縮マップの自動的な選択を可能とす
る。ルックアップテーブルの使用は、画像データのマッ
ピングにいかなる単調増加関数の使用をも可能とする。
変化する圧縮マップの使用は、軸外探索(off-axis stee
ring)の効果およびアレー末端効果を検討するための横
方向利得増幅の使用を減少させまたは排除することがで
きる。本発明は、二以上の次元の超音波画像データの組
に適用することができ、例えば、三次元画像データのダ
イナミックレンジおよびノイズフロアを適正に調整する
ことができる。
【００２７】本発明は深さおよび横走査次元の超音波画
像データの可変圧縮方法に関し、その概要は、本超音波
診断画像処理装置は、画像領域中のされるミックレンジ
およびノイズ排除レベルを制御する、画像全体にわたっ
て自動的に変化する表示された信号用ダイナミックレン
ジマップによりエコー情報信号を処理する。好適例で
は、されるミックレンジおよびノイズ排除レベルは範囲
(深さ)および横方向(走査線から走査線へ)の両方につい
て変化する。
【００２８】本発明の態様を説明すると、１．異なるノ
イズレベルを有する超音波エコーの受信に応答して身体
領域の二次元画像を作成する超音波診断画像処理装置で
あって：受信された超音波エコー信号に応答して、該画
像の次元について該エコー信号の、表示されるダイナミ
ックレンジおよびノイズ排除レベルを変化させるダイナ
ミックレンジプロセッサ；および、該ダイナミックレン
ジプロセッサに応答して、該ノイズ排除レベル以上の該
エコー信号を表示する表示装置からなる超音波診断画像
処理装置、２．該ダイナミックレンジプロセッサが、該
受信超音波エコー信号の空間情報に応答する上記１の超
音波診断画像処理装置、３．該ダイナミックレンジプロ
セッサが、該エコー信号が受信された深さに応答して、
該エコー信号が受信された深さの関数として、該エコー
信号の表示されるダイナミックレンジおよびノイズ排除
レベルを変化させる上記２の超音波診断画像処理装置、
４．該ダイナミックレンジプロセッサが、さらに該エコ
ー信号が受信された走査線に応答して、該エコー信号が
受信された走査線の関数として、該エコー信号の表示さ
れるダイナミックレンジおよびノイズ排除レベルを変化
させる上記３の超音波診断画像処理装置、５．該走査線
が、平行に配置されている上記４の超音波診断画像処理
装置、６．該走査線が、放射状に配置されている上記４
の超音波診断画像処理装置、７．該受信エコー信号が、
放射状そして角座標を有し；そしてここに、該ダイナミ
ックレンジプロセッサが、それらの放射状そして角座標
に応答して該エコー信号の表示されるダイナミックレン
ジおよびノイズ排除レベルを変化させる上記１の超音波
診断画像処理装置、８．該受信エコー信号が、放射状そ
して横方向座標を有し；そしてここに、該ダイナミック
レンジプロセッサが、それら放射状そして横方向座標に
応答して、該エコー信号の表示されるダイナミックレン
ジおよびノイズ排除レベルを変化させる上記１の超音波
診断画像処理装置、９ 該ダイナミックレンジプロセッ
サが、値の対数範囲で該エコー信号の表示されるダイナ
ミックレンジおよびノイズ排除レベルを変化させる上記
１の超音波診断画像処理装置、１０．該ダイナミックレ
ンジプロセッサが、複数の圧縮マップを利用して該超音
波エコー信号を基準化する手段からなる上記９の超音波
診断画像処理装置、１１．該ダイナミックレンジプロセ
ッサが、エコー座標情報に応答したアルゴリズムを利用
して、該超音波エコー信号を基準化する手段からなる上
記９の超音波診断画像処理装置、１２．画像の位置によ
り変化するノイズレベルを示す超音波エコーのアレーか
ら、身体領域の画像を作成する超音波診断画像処理装置
であって：受信超音波エコー信号に応答して、該画像の
ノイズレベル変化と対応させて、該エコー信号の表示さ
れるダイナミックレンジおよびノイズ排除レベルを変化
させる対数圧縮回路；および、該対数圧縮回路に応答し
て、変化する表示されるダイナミックレンジおよびノイ
ズ排除レベルでエコー信号を表示するための表示装置か
らなる超音波診断画像処理装置、１３．該対数圧縮回路
が、エコー信号が受信された深さの関数として、該エコ
ー信号の表示されるダイナミックレンジおよびノイズ排
除レベルを変化させる請求項１２の超音波診断画像処理
装置、１４．該対数圧縮回路がさらに、それらが受信さ
れた横方向長さの関数として、該エコー信号の表示され
るダイナミックレンジおよびノイズ排除レベルを変化さ
せる上記１３の超音波診断画像処理装置、１５．該対数
圧縮回路が、それらが受信される深さの関数として変化
する、表示されるダイナミックレンジおよびノイズ排除
レベルに該エコー信号をマッピングする手段からなる上
記１２の超音波診断画像処理装置、１６．該対数圧縮回
路がさらに、それらが受信される横方向次元の関数とし
て変化する表示されるダイナミックレンジおよびノイズ
排除レベルに、該エコー信号をマッピングする手段から
なる上記１５の超音波診断画像処理装置、１７．超音波
診断画像処理装置により受信された超音波エコー情報の
表示値を基準化する方法であって：二次元超音波画像領
域の次元に関して変化するノイズレベルを有する超音波
エコー情報を受信し；そして、該二次元超音波領域につ
いて、該ノイズレベルと共に変化する表示ダイナミック
レンジおよびノイズ排除レベルに、超音波エコー情報を
マッピングすることからなる該方法、１８．該マッピン
グ段階が、対数圧縮されたダイナミックレンジに該超音
波エコー情報をマッピングすることからなる上記１７の
方法、１９．該マッピング段階が、複数の相違する圧縮
マップを有する対数圧縮された表示されるダイナミック
レンジに該超音波エコー情報をマッピングすることから
なる上記１８の方法、２０．該マッピング段階が、該ノ
イズレベルと共に変化する極小値および実質的に等しい
極大値を有する表示されるダイナミックレンジに、該超
音波エコー情報をマッピングすることからなる上記１７
の方法、２１．該マッピング段階が、複数の予め定めら
れたフル実装圧縮マップにより該超音波エコー情報をマ
ッピングすることからなる上記１７の方法、２２．該マ
ッピング段階が、可変ダイナミックレンジ変換アルゴリ
ズムにより該超音波エコー情報をマッピングすることか
らなる上記１７の方法、２３．該マッピング段階が、可
変対数圧縮アルゴリズムにより該超音波エコー情報をマ
ッピングすることからなる上記２２の方法、２４．超音
波診断画像処理装置が受信した超音波エコー情報の値を
マッピングする方法であって：二次元超音波画像領域の
次元の値の領域に存在する値を有する超音波エコー信号
を受信し；そして、該画像領域の深さについて変化する
値の対数圧縮された領域に、該超音波エコー信号値をマ
ッピングすることからなる該方法、２５．該対数圧縮さ
れた値の範囲がさらに、該画像領域の横方向次元につい
て変化する上記２４の方法、２６．超音波診断画像処理
装置が受信した超音波エコー情報の値をマッピングする
方法であって：ある信号ダイナミックレンジに存在する
値を有する超音波エコー信号を受信し；そして該エコー
信号が受信されるにつれて、該受信超音波エコー信号か
らの圧縮ダイナミックレンジの表示値を数値的に計算す
ることからなる該方法、２７．数値的に表示値を計算す
る段階が、圧縮マップアルゴリズムを利用する上記２６
の方法、２８．数値的に表示値を計算する段階が、複数
の異なる圧縮マップアルゴリズムを利用する上記２７の
方法、２９．数値的に表示値を計算する段階に、超音波
エコー信号の空間起源に従って圧縮マップアルゴリズム
を選択する段階が含まれる上記２８の方法、などがあ
る。
【００２９】
【発明の効果】本発明によると、表示されるダイナミッ
クレンジと表示信号用のノイズ排除レベルが画像中で自
動的に変化し、各次元においてダイナミックレンジとノ
イズしきい値が制御される。好適例において、表示され
るダイナミックレンジおよびノイズ排除レベルが、超音
波画像の範囲(深さ)および横方向(走査線から走査線
へ）の両次元について変化する。
【図面の簡単な説明】
【図１】 セクター画像領域を説明する。
【図２】 超音波画像の信号ダイナミックレンジの深さ
による変化例の説明である。
【図３】 超音波画像の信号ダイナミックレンジの横方
向位置の変化例を説明する。
【図４】 リニア走査超音波画像の定数信号ダイナミッ
クレンジの境界を説明する。
【図５】 放射状に走査された超音波画像の定数信号ダ
イナミックレンジの境界を説明する。
【図６】 本発明により構成された超音波診断画像処理
装置のブロックダイヤグラムによる説明である。
【図７】 横方向と深さの両方が変化する、リニア走査
画像領域の圧縮マップの分布を説明する。
【図８】 本発明の一例のいくつかの圧縮マップを説明
する。
【図９】 本発明の第二の例の、いくつかの圧縮マップ
を説明する。
【符号の説明】
１０・・・走査ヘッド、１２・・・アレー変換器、１４・・・ビ
ーム形成器、１６・・・正規化回路、１８・・・検知回路、２
０・・・可変圧縮回路、２２・・・圧縮マップ選択プロセッ
サ、２４・・・走査変換器、３０・・・セクタ画像領域。

Claims (29)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 異なるノイズレベルを有する超音波エコ
    ーの受信に応答して身体領域の二次元画像を作成する超
    音波診断画像処理装置であって：受信された超音波エコ
    ー信号に応答して、該画像の次元について該エコー信号
    の、表示されるダイナミックレンジおよびノイズ排除レ
    ベルを変化させるダイナミックレンジプロセッサ；およ
    び、該ダイナミックレンジプロセッサに応答して、該ノ
    イズ排除レベル以上の該エコー信号を表示する表示装置
    からなる超音波診断画像処理装置。
  2. 【請求項２】 該ダイナミックレンジプロセッサが、該
    受信超音波エコー信号の空間情報に応答する請求項１の
    超音波診断画像処理装置。
  3. 【請求項３】 該ダイナミックレンジプロセッサが、該
    エコー信号が受信された深さに応答して、該エコー信号
    が受信された深さの関数として、該エコー信号の表示さ
    れるダイナミックレンジおよびノイズ排除レベルを変化
    させる請求項２の超音波診断画像処理装置。
  4. 【請求項４】 該ダイナミックレンジプロセッサが、さ
    らに該エコー信号が受信された走査線に応答して、該エ
    コー信号が受信された走査線の関数として、該エコー信
    号の表示されるダイナミックレンジおよびノイズ排除レ
    ベルを変化させる請求項３の超音波診断画像処理装置。
  5. 【請求項５】 該走査線が、平行に配置されている請求
    項４の超音波診断画像処理装置。
  6. 【請求項６】 該走査線が、放射状に配置されている請
    求項４の超音波診断画像処理装置。
  7. 【請求項７】 該受信エコー信号が、放射状そして角座
    標を有し；そしてここに、該ダイナミックレンジプロセ
    ッサが、それらの放射状そして角座標に応答して該エコ
    ー信号の表示されるダイナミックレンジおよびノイズ排
    除レベルを変化させる請求項１の超音波診断画像処理装
    置。
  8. 【請求項８】 該受信エコー信号が、放射状そして横方
    向座標を有し；そしてここに、該ダイナミックレンジプ
    ロセッサが、それら放射状そして横方向座標に応答し
    て、該エコー信号の表示されるダイナミックレンジおよ
    びノイズ排除レベルを変化させる請求項１の超音波診断
    画像処理装置。
  9. 【請求項９】 該ダイナミックレンジプロセッサが、値
    の対数範囲で該エコー信号の表示されるダイナミックレ
    ンジおよびノイズ排除レベルを変化させる請求項１の超
    音波診断画像処理装置。
  10. 【請求項１０】 該ダイナミックレンジプロセッサが、
    複数の圧縮マップを利用して該超音波エコー信号を基準
    化する手段からなる請求項９の超音波診断画像処理装
    置。
  11. 【請求項１１】 該ダイナミックレンジプロセッサが、
    エコー座標情報に応答したアルゴリズムを利用して、該
    超音波エコー信号を基準化する手段からなる請求項９の
    超音波診断画像処理装置。
  12. 【請求項１２】 画像の位置により変化するノイズレベ
    ルを示す超音波エコーのアレーから、身体領域の画像を
    作成する超音波診断画像処理装置であって：受信超音波
    エコー信号に応答して、該画像のノイズレベル変化と対
    応させて、該エコー信号の表示されるダイナミックレン
    ジおよびノイズ排除レベルを変化させる対数圧縮回路；
    および、該対数圧縮回路に応答して、変化する表示され
    るダイナミックレンジおよびノイズ排除レベルでエコー
    信号を表示するための表示装置からなる超音波診断画像
    処理装置。
  13. 【請求項１３】 該対数圧縮回路が、エコー信号が受信
    された深さの関数として、該エコー信号の表示されるダ
    イナミックレンジおよびノイズ排除レベルを変化させる
    請求項１２の超音波診断画像処理装置。
  14. 【請求項１４】 該対数圧縮回路がさらに、それらが受
    信された横方向長さの関数として、該エコー信号の表示
    されるダイナミックレンジおよびノイズ排除レベルを変
    化させる請求項１３の超音波診断画像処理装置。
  15. 【請求項１５】 該対数圧縮回路が、それらが受信され
    る深さの関数として変化する、表示されるダイナミック
    レンジおよびノイズ排除レベルに該エコー信号をマッピ
    ングする手段からなる請求項１２の超音波診断画像処理
    装置。
  16. 【請求項１６】 該対数圧縮回路がさらに、それらが受
    信される横方向次元の関数として変化する表示されるダ
    イナミックレンジおよびノイズ排除レベルに、該エコー
    信号をマッピングする手段からなる請求項１５の超音波
    診断画像処理装置。
  17. 【請求項１７】 超音波診断画像処理装置により受信さ
    れた超音波エコー情報の表示値を基準化する方法であっ
    て：二次元超音波画像領域の次元に関して変化するノイ
    ズレベルを有する超音波エコー情報を受信し；そして、
    該二次元超音波領域について、該ノイズレベルと共に変
    化する表示ダイナミックレンジおよびノイズ排除レベル
    に、超音波エコー情報をマッピングすることからなる該
    方法。
  18. 【請求項１８】 該マッピング段階が、対数圧縮された
    ダイナミックレンジに該超音波エコー情報をマッピング
    することからなる請求項１７の方法。
  19. 【請求項１９】 該マッピング段階が、複数の相違する
    圧縮マップを有する対数圧縮された表示されるダイナミ
    ックレンジに該超音波エコー情報をマッピングすること
    からなる請求項１８の方法。
  20. 【請求項２０】 該マッピング段階が、該ノイズレベル
    と共に変化する極小値および実質的に等しい極大値を有
    する表示されるダイナミックレンジに、該超音波エコー
    情報をマッピングすることからなる請求項１７の方法。
  21. 【請求項２１】 該マッピング段階が、複数の予め定め
    られたフル実装圧縮マップにより該超音波エコー情報を
    マッピングすることからなる請求項１７の方法。
  22. 【請求項２２】 該マッピング段階が、可変ダイナミッ
    クレンジ変換アルゴリズムにより該超音波エコー情報を
    マッピングすることからなる請求項１７の方法。
  23. 【請求項２３】 該マッピング段階が、可変対数圧縮ア
    ルゴリズムにより該超音波エコー情報をマッピングする
    ことからなる請求項２２の方法。
  24. 【請求項２４】 超音波診断画像処理装置が受信した超
    音波エコー情報の値をマッピングする方法であって：二
    次元超音波画像領域の次元の値の領域に存在する値を有
    する超音波エコー信号を受信し；そして、該画像領域の
    深さについて変化する値の対数圧縮された領域に、該超
    音波エコー信号値をマッピングすることからなる該方
    法。
  25. 【請求項２５】 該対数圧縮された値の範囲がさらに、
    該画像領域の横方向次元について変化する請求項２４の
    方法。
  26. 【請求項２６】 超音波診断画像処理装置が受信した超
    音波エコー情報の値をマッピングする方法であって：あ
    る信号ダイナミックレンジに存在する値を有する超音波
    エコー信号を受信し；そして該エコー信号が受信される
    につれて、該受信超音波エコー信号からの圧縮ダイナミ
    ックレンジの表示値を数値的に計算することからなる該
    方法。
  27. 【請求項２７】 数値的に表示値を計算する段階が、圧
    縮マップアルゴリズムを利用する請求項２６の方法。
  28. 【請求項２８】 数値的に表示値を計算する段階が、複
    数の異なる圧縮マップアルゴリズムを利用する請求項２
    ７の方法。
  29. 【請求項２９】 数値的に表示値を計算する段階に、超
    音波エコー信号の空間起源に従って圧縮マップアルゴリ
    ズムを選択する段階が含まれる請求項２８の方法。
JP31773997A 1996-11-05 1997-11-05 超音波情報の基準化方法および該方法による医療用超音波診断画像処理装置 Pending JPH10192275A (ja)

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US60/030,393 1996-11-05

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Cited By (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2006043457A (ja) * 2004-08-04 2006-02-16 General Electric Co <Ge> 超音波システムを制御する方法及びシステム
JP2009153715A (ja) * 2007-12-26 2009-07-16 Toshiba Corp 超音波診断装置、超音波画像処理装置及び超音波画像処理プログラム
JP5203605B2 (ja) * 2004-06-18 2013-06-05 株式会社日立メディコ 超音波診断装置
US10410437B2 (en) 2015-10-26 2019-09-10 Continental Automotive France Method for automatically adapting the conditions for establishing a diagnostic by an on-board diagnostic system

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