KR20110117047A - 스페클 감소 필터의 구현 방법, 스페클 감소 필터링 장치 및 초음파 촬상 시스템 - Google Patents

스페클 감소 필터의 구현 방법, 스페클 감소 필터링 장치 및 초음파 촬상 시스템 Download PDF

Info

Publication number
KR20110117047A
KR20110117047A KR1020110100523A KR20110100523A KR20110117047A KR 20110117047 A KR20110117047 A KR 20110117047A KR 1020110100523 A KR1020110100523 A KR 1020110100523A KR 20110100523 A KR20110100523 A KR 20110100523A KR 20110117047 A KR20110117047 A KR 20110117047A
Authority
KR
South Korea
Prior art keywords
image
speckle reduction
data
data stream
reduction filter
Prior art date
Application number
KR1020110100523A
Other languages
English (en)
Other versions
KR101205107B1 (ko
Inventor
야동 리
마이클 요셉 워시번
시아오후 하오
Original Assignee
지이 메디컬 시스템즈 글로발 테크놀러지 캄파니 엘엘씨
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by 지이 메디컬 시스템즈 글로발 테크놀러지 캄파니 엘엘씨 filed Critical 지이 메디컬 시스템즈 글로발 테크놀러지 캄파니 엘엘씨
Publication of KR20110117047A publication Critical patent/KR20110117047A/ko
Application granted granted Critical
Publication of KR101205107B1 publication Critical patent/KR101205107B1/ko

Links

Images

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • G—PHYSICS
    • G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
    • G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
    • G06T5/00—Image enhancement or restoration
    • G06T5/70—Denoising; Smoothing
    • G—PHYSICS
    • G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
    • G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
    • G06T2200/00—Indexing scheme for image data processing or generation, in general
    • G06T2200/24—Indexing scheme for image data processing or generation, in general involving graphical user interfaces [GUIs]
    • G—PHYSICS
    • G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
    • G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
    • G06T2207/00—Indexing scheme for image analysis or image enhancement
    • G06T2207/10—Image acquisition modality
    • G06T2207/10132—Ultrasound image
    • G—PHYSICS
    • G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
    • G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
    • G06T2207/00—Indexing scheme for image analysis or image enhancement
    • G06T2207/20—Special algorithmic details
    • G06T2207/20092—Interactive image processing based on input by user
    • G—PHYSICS
    • G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
    • G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
    • G06T2207/00—Indexing scheme for image analysis or image enhancement
    • G06T2207/30—Subject of image; Context of image processing
    • G06T2207/30004—Biomedical image processing

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Theoretical Computer Science (AREA)
  • Ultra Sonic Daignosis Equipment (AREA)
  • Image Processing (AREA)

Abstract

스페클 감소 필터를 실행하는 방법이 기재되어 있다. 본 방법은 프로세서(14)로부터 처리된 데이터 스트림을 수신하는 단계(12)와, 처리된 데이터 스트림을 데이터 서브세트로 분할하는 단계(122)와, 스페클 감소 필터를 이용함으로써 데이터 서브세트를 동시에 필터링(124)하여 필터링된 데이터 서브세트를 생성하는 단계와, 필터링된 데이터 서브세트에 기초하여 이미지 데이터 스트림을 생성하는 단계를 포함한다.

Description

스페클 감소 필터의 구현 방법, 스페클 감소 필터링 장치 및 초음파 촬상 시스템{METHOD OF IMPLEMENTING A SPECKLE REDUCTION FILTER, APPARATUS FOR SPECKLE REDUCTION FILTERING AND ULTRASOUND IMAGING SYSTEM}
본 발명은 촬상 시스템의 필터링에 관한 것이며, 보다 상세하게는, 스페클 감소 필터를 실행하는 시스템 및 방법에 관한 것이다.
초음파 촬상은 신체의 기관 및 유조직을 촬상하는 기술이다. 초음파 촬상은 실시간, 비침습성, 비방사성, 휴대용의 저비용 기술을 이용한다.
그러나, 초음파 촬상의 단점은 스페클 노이즈(speckle noise)이다. 스페클 노이즈는 기관과 같은 피검체로부터 반사된 산란 에코 신호의 간섭의 결과로 생기며, 이미지 상에 과립상의 그레이스케일 패턴으로서 나타난다. 스페클 노이즈는 화질을 저하시키고 진찰동안에 이미지의 미세한 항목을 식별하는데 있어서의 어려움을 증가시킨다.
스페클 감소 필터는 스페클 노이즈를 감소시키는데 사용된다. 스페클 감소 필터는 일반적으로 모션 아티펙트(motion artifact)를 생성하지 않으며, 음향 전조(acoustic shadowing)를 유지하며, 화질을 향상시킨다. 그러나, 스페클 감소 필터는 공간 해상도(spatial resolution)의 손실을 발생하며 초음파 촬상 시스템의 처리 전력을 감소시킨다.
일측면에 따르면, 스페클 감소 필터를 실행하는 방법이 기재되어 있다. 본 방법은 프로세서로부터 처리된 데이터 스트림을 수신하는 단계와, 처리된 데이터 스트림을 데이터 서브세트로 분할하는 단계와, 스페클 감소 필터를 이용함으로써 데이터 서브세트를 동시에 필터링하여 필터링된 데이터 서브세트를 생성하는 단계와, 필터링된 데이터 서브세트에 기초하여 이미지 데이터 스트림을 생성하는 단계를 포함한다.
다른 측면에 따르면, 스페클 감소 필터를 실행하는 방법이 기재되어 있다. 본 방법은 빔 형성기로부터 빔을 수신하는 단계와, 빔을 주파수 합성하여 필터링된 이미지 데이터 스트림을 얻는 단계와, 프로세서로부터 처리된 데이터 스트림을 수신하는 단계와, 처리된 데이터 스트림을 데이터 서브세트로 분할하는 단계와, 스페클 감소 필터를 이용함으로써 데이터 서브세트를 동시에 필터링하여 필터링된 데이터 서브세트를 생성하는 단계와, 필터링된 데이터 서브세트에 기초하여 제 2 이미지 데이터 스트림을 생성하는 단계와, 필터링된 이미지와 제 2 이미지를 공통의 스크린 상에 동시에 함께 디스플레이하는 단계를 포함하되, 필터링된 이미지는 필터링된 이미지 데이터 스트림으로부터 생성되며, 제 2 이미지는 제 2 이미지 데이터 스트림으로부터 생성된다.
또 다른 측면에 따르면, 프로그램으로 인코딩된 컴퓨터 판독가능 매체가 기재되어 있다. 프로그램은 프로세서로부터 처리된 데이터 스트림을 수신하고, 처리된 데이터 스트림을 데이터 서브세트로 분할하며, 스페클 감소 필터를 이용함으로써 데이터 서브세트를 동시에 필터링하여 필터링된 데이터 서브세트를 생성하고, 필터링된 데이터 서브세트에 기초하여 이미지 데이터 스트림을 생성하도록 구성되어 있다.
또 다른 측면에 따르면, 컴퓨터가 기재되어 있다. 컴퓨터는 프로세서로부터 처리된 데이터 스트림을 수신하고, 처리된 데이터 스트림을 데이터 서브세트로 분할하며, 스페클 감소 필터를 이용함으로써 데이터 서브세트를 동시에 필터링하여 필터링된 데이터 서브세트를 생성하고, 필터링된 데이터 서브세트에 기초하여 이미지 데이터 스트림을 생성하도록 프로그래밍된다.
다른 측면에 따르면, 초음파 촬상 시스템이 기재되어 있다. 초음파 촬상 시스템은 트랜스듀서 어레이와, 빔형성기와, 빔형성기로부터의 수신 빔을 처리하는 프로세서와, 스캔 변환기와, 트랜스듀서 어레이, 빔형성기 및 프로세서와 동작가능하게 결합된 디스플레이 제어기를 포함한다. 스캔 변환기와 디스플레이 제어기는 프로세서로부터 처리된 데이터 스트림을 수신하고, 처리된 데이터 스트림을 데이터 서브세트로 분할하며, 스페클 감소 필터를 이용함으로써 데이터 서브세트를 동시에 필터링하여 필터링된 데이터 서브세트를 생성하고, 필터링된 데이터 서브세트에 기초하여 이미지 데이터 스트림을 생성하도록 구성되어 있다.
본 시스템 및 방법의 기술적인 효과는 실시간 구현에 적합한 처리 속도의 향상을 포함한다. 또한, 기술적인 효과는 소노그래퍼에게 유용한 진단 정보를 실시간으로 제공하는 필터링된 이미지와 원래의 필터링되지 않은 이미지의 듀얼 디스플레이를 포함한다. 소노그래퍼는 필터링된 이미지의 향상된 이미지 콘트라스트 및 특징 증대로 인해 신속하게 특징을 찾을 수 있다. 소노그래퍼는 원래의 필터링되지 않은 이미지와 필터링된 이미지를 비교하여 스페클 감소 필터의 적용으로 인한 세목의 손실 또는 아티팩트가 있는지를 판단할 수 있다. 본 시스템 및 방법의 추가적인 기술적인 효과는 사용자가 라이브 스캔, 시네 루프의 리플레이, 또는 고정 이미지의 디스플레이 동안에 제 1 파라미터 세트를 즉시 변경할 수 있게 하는 사용자 제어부를 제공하는 단계를 포함한다. 사용자는 자신의 필요에 따라서 제 1 파라미터 세트를 조정할 수 있다.
도 1은 스페클 감소 필터를 실행하는 시스템 및 방법이 실행되는 초음파 촬상 시스템의 일실시예를 도시하는 도면,
도 2는 초음파 촬상 시스템의 트랜스듀서 어레이와 빔형성기의 일실시예를 도시하는 도면,
도 3은 초음파 촬상 시스템을 이용하여 수행되는 섹터 스캔의 개념도,
도 4는 초음파 촬상 시스템을 이용하여 수행되는 선형 스캔의 개념도,
도 5는 초음파 촬상 시스템을 이용하여 수행되는 볼록 스캔의 개념도,
도 6은 초음파 촬상 시스템의 스캔 변환기와 디스플레이 제어기의 일실시예를 도시하는 도면,
도 7 및 도 8은 스페클 감소 필터를 실행하는 방법의 일실시예의 흐름도,
도 9는 본 방법과 공간 합성이 적용되지 않은 이미지를 디스플레이하고, 본 방법이 공간 합성과 결부되어 적용된 다른 이미지를 디스플레이하는 그래픽 유저 인터페이스의 일실시예를 도시하는 도면,
도 10은 초음파 촬상 시스템에서 실행되는 스페클 감소 필터에 의해 제공되는 세목 및 평탄화의 조합의 여러 레벨을 사용자가 선택할 수 있게 하는 그래픽 유저 인터페이스의 일실시예를 도시하는 도면,
도 11은 도 10의 그래픽 유저 인터페이스의 다른 실시예를 도시하는 도면.
도 1은 스페클 감소 필터를 실행하는 시스템 및 방법이 실행되는 초음파 촬상 시스템(10)의 일실시예이다. 시스템은 빔 형성기(12), B 모드 프로세서(14), 스캔 변환기 및 디스플레이 제어기(SCDC)(16) 및 커널(20)을 포함한다. B 모드 프로세서는 검출기(21)를 포함한다. 커널(20)은 조작자 인터페이스(22), 마스터 제어기(24) 및 스캔 제어 시퀀서(26)를 포함한다. 마스터 제어기(24)는 시스템 레벨 제어 기능을 수행한다. 마스터 제어기(24)는 시스템 상태 변화뿐만 아니라 조작자 인터페이스(22)를 통해 조작자로부터의 입력을 수용하여, 빔 형성기(12), B 모드 프로세서(14), SCDC(16) 및 스캔 제어 시퀀서(26)를 적절히 변화시킨다. 시스템 제어 버스(28)는 마스터 제어기(24)로부터 빔 형성기(12), B 모드 프로세서(14), SCDC(16) 및 스캔 제어 시퀀서(26)에 인터페이스를 제공한다. 스캔 제어 시퀀서(26)는 음향 벡터 속도에서의 입력인 실시간 제어 입력을 빔 형성기(12), 시스템 타이밍 발생기(30), B 모드 프로세서(14) 및 SCDC(16)에 제공한다. 스캔 제어 시퀀서(26)는 음향 프레임 획득을 위해서 벡터 시퀀스 및 동기 옵션으로 마스터 제어기에 의해 프로그래밍된다. 스캔 제어 시퀀서(26)는 조작자에 의해 규정되는 벡터 파라미터를 스캔 제어 버스(32)를 통해 빔 형성기(12), B 모드 프로세서 및 SCDC(16)로 전달한다.
메인 데이터 경로는 트랜스듀서 어레이(34)로부터 빔 형성기(12)로의 아날로그 무선 주파수(RF) 에코 신호 입력으로 시작한다. 빔 형성기(12)는 아날로그 에코 신호를 디지털 샘플 스트림으로 변환하여, 복소수 I, Q 데이터로서 도시되어 있지만, 일반적으로는 RF 또는 중간 주파수 데이터일 수 있는, 수신 빔을 출력한다. I, Q 데이터는 B 모드 프로세서(14)로의 입력이다. B 모드 프로세서(14)는 I, Q 데이터를 대수적으로 증폭하여 I, Q 데이터의 엔벨로프(envelope)를 검출한다. B 모드 프로세서(14)는 I, Q 데이터를 처리된 벡터 이미지 데이터로서 SCDC(16)에 출력한다. SCDC(16)는 처리된 벡터 이미지 데이터를 수용하고, 디스플레이 장치(36)에게 이미지를 디스플레이 장치(36)의 스크린 상에 디스플레이하도록 지시한다. 디스플레이되는 이미지의 일예는 2D 이미지의 화소의 휘도에 기초하여 피검체의 여러 부분을 구별하는 2차원(2D) 이미지를 포함한다. 디스플레이 장치(36)의 예에는 그레이 스케일 모니터 및 컬러 모니터가 있다.
다른 실시예에서, 초음파 촬상 시스템(10)은 기본 모드, 고조파 모드, 컬러 흐름 모드, PDI 모드, 콘트라스트 모드, 또는 B 흐름 모드와 같은 여러 스캔 모드로 스캔한다. 기본 모드에서, 이미지는 기본 주파수로 에코 신호로부터 생성되고, 고조파 모드에서, 이미지는 고조파 주파수로 에코 신호로부터 생성된다. 컬러 흐름 모드에서, 도플러 프로세서(도시 생략)는 B 모드 프로세서(14)와 병렬적으로 사용되거나 그를 대체할 수 있다. I, Q 데이터는 도플러 프로세서에 제공되어 컬러 흐름 모드를 위한 도플러 주파수 시프트 정보를 추출한다. 도플러 프로세서는 피검체내의 혈액의 흐름의 움직임을 추정하기 위해, 속도, 분산 및 거듭제곱(power)과 같은 도플러 파라미터를 추정한다. 도플러 파라미터는 자동 상관법 또는 교차 상관법과 같은 프로세스를 이용하여 추정된다. PDI 모드에서, 피검체내의 혈액의 흐름의 움직임을 추정하기 위해 거듭제곱이 사용된다. 콘트라스트 모드에서, 공기 거품을 일반적으로 포함하는 콘트라스트 에이전트는 종양과 정상적인 간(liver)과 같은 상이한 해부학적인 구조로부터의 신호 사이의 콘트라스트를 향상시키는데 사용된다. B 흐름 모드는 피검체 내의 혈액의 흐름을 나타낸다. 그 흐름은 스페클된 패턴에서 변화로서 나타난다.
도 2는 초음파 촬상 시스템(10)의 트랜스듀서 어레이(20)와 빔 형성기(12)의 일실시예를 도시한다. 트랜스듀서 어레이(20)는 복수의 개별 구동의 트랜스듀서 구성 요소(40)를 포함하며, 이들 각각은 빔 형성기(12)에 의해 생성된 펄스 파형에 의해 전압 인가된 경우 초음파 에너지의 버스트(burst)를 생성한다. 피검체로부터 트랜스듀서 어레이(34)로 역으로 반사되는 초음파 에너지는 각각의 수신 트랜스듀서 구성 요소(40)에 의해 전기 신호로 변환되어, 송신/수신(T/R) 스위치(42) 세트를 통해 빔 형성기(12)로 개별적으로 인가된다. 전형적으로, T/R 스위치(42)는 빔 형성기(12)에 의해 생성된 고전압으로부터 빔 형성기(12)를 보호하여 피검체로부터 반사되는 초음파 에너지를 획득하는 다이오드이다.
트랜스듀서 구성 요소(40)는 생성된 초음파 에너지가 빔 형태로 조사, 즉 향하도록 구동된다. 이를 달성하기 위해서, 각각의 송신 집속 시간 지연(transmit focus time delay)(44)이 다수의 펄서(46)에 주어진다. 각각의 펄서(46)는 T/R 스위치(42)를 경유하여 각각의 트랜스듀서 구성 요소(40)에 접속되어 있다. 예를 들어, 송신 집속 시간 지연(44)은 룩업 테이블로부터 판독된다. 송신 집속 시간 지연(44)을 적절히 조정함으로써, 조정된 빔이 각도 θ만큼 y 축으로부터 벗어나 조사되거나, 고정된 범위 R로 포인트 P상에 집속될 수 있다. 도 3에 도시된 섹터 스캔은 팬 형상의 2차원(2D) 영역(50)을 각도 θ방향을 따라 또한, 방사 포인트(54)로부터 연장된 음향선(52)을 따라 스캔함으로써 수행된다. 대안으로, 도 4에 도시된 선형 스캔은, 직사각형의 2D 영역(60)을 x 축 방향으로 스캔함으로서 수행된다. 직사각형 영역(60)은 방사 포인트(54)로부터 y 축 방향으로 이동하는 음향선(52)을 병진시킴으로써 x 축 방향으로 스캔된다. 다른 실시예에서, 볼록 스캔 또는 곡선 스캔은 부분적으로 팬 형상인 영역(70)을 각도 θ방향으로 스캔함으로써 수행된다. 부분 팬 형상 영역(70)은, 선형 스캔과 유사하게 음향선 스캔을 수행함으로써, 또한 음향선(52)의 방사 포인트(54)를 아크 형상의 궤적(72)을 따라 이동시킴으로써, 각도 θ방향으로 스캔된다.
도 2를 참조하면, 조정된 빔을 따라 연속적인 범위에 위치한 피검체로부터 반사된 초음파 에너지의 각각의 버스트에 의해 에코 신호가 생성된다. 에코 신호는 각각의 트랜스듀서(40)에 의해 개별적으로 감지되고, 특정 시간의 에코 신호의 크기의 샘플은 특정 범위에서 발생하는 반사량을 나타낸다. 그러나, 반사 포인트 P와 각각의 트랜스듀서 구성 요소(40)간의 전파 경로의 차이로 인해서, 에코 신호가 동시에 검출되지 않을 수 있으며, 그들의 진폭은 동일하지 않을 것이다. 빔 형성기(12)는 포인트 P로부터 반사되는 각각의 에코 신호에 적당한 시간 지연을 가하고, 포인트 P로부터 반사된 총 초음파 에너지를 정확하게 나타내는 단일 에코 신호를 제공하기 위해 이들을 합산한다. 빔 형성기(12)는 각각의 수신 집속 시간 지연(80)을 다수의 수신 채널(82)에 가함으로써 각각의 에코 신호에 적당한 시간 지연을 가한다. 각각의 수신 채널(82)은 T/R 스위치(42)를 경유하여 각각의 트랜스듀서 구성 요소(40)에 접속되어 있다. 예를 들어, 수신 집속 시간 지연(80)은 룩업 테이블로부터 판독된다. 시간 지연된 에코 신호는 수신 합산기(84)에서 합산된다. 빔 형성기(12)의 수신부에 대한 상세한 설명은 미국 특허 제 5,961,461 호에 기재되어 있다.
B 모드 프로세서(14)에 포함되어 있는 검출기(21)는 빔 형성기(12)로부터 빔을 수신한다. 빔의 I와 Q 값은 범위 R과 각도 θ에서 포인트 P로부터 반사된 에코 신호의 크기의 동상 성분과 직각 위상 성분을 나타낸다. 검출기(21)는 (I2 + Q2)1/2의 크기를 계산한다. 다른 실시예에서, 다수의 필터와 검출기는 검출기(21)를 대체하여, 필터와 검출기에 의해 수신된 빔이 다수의 통과 대역으로 분리되고, 개별적으로 검출되고 재조합되어, 주파수 합성에 의한 스페클을 감소시킨다.
SCDC(16)는 처리된 벡터 이미지 데이터를 B 모드 프로세서(14)로부터 수신하여, 그 처리된 벡터 이미지 데이터를 디스플레이용의 이미지로 변환한다. 특히, 도 6에 도시된 스캔 변환기(110)는 처리된 벡터 이미지 데이터를 극좌표 형태에서 데카르트 좌표 형태로 변환하여, 처리된 벡터 이미지 데이터의 시변수 진폭을 이미징하는 디스플레이 장치(36) 상에 그 처리된 벡터 이미지 데이터를 하나의 이미지로서 디스플레이한다. 또한, 처리된 벡터 이미지 데이터가 데카르트 좌표 형태이면, SCDC(16)는 그 처리된 벡터 이미지 데이터를 스케일링하여 디스플레이한다.
도 6은 초음파 촬상 시스템(10)의 SCDC(16)의 일실시예를 도시한다. SCDC(16)는 중앙 처리 장치(CPU)(112, 114), 메모리(116) 및 스캔 변환기(110)를 포함한다. CPU(112, 114), 메모리(116) 및 스캔 변환기(110)는 버스(118)를 통해 서로 결합되어 있다. 본 명세서에 사용된 CPU는 컴퓨터로서 당업계에서 지칭되는 집적 회로로 제한되는 것이 아니고, 광의적으로 컴퓨터, 프로세서, 마이크로프로세서, 마이크로컴퓨터, 프로그램가능 로직 제어기, 특수 용도의 집적 회로 및 다른 프로그램가능 회로를 지칭하며, 이들 용어는 본 명세서에서 교체 가능하게 사용되고 있다. 각각의 CPU(112, 114)의 예는 인텔 펜티엄 4 프로세서와 같은 CPU를 포함한다. 메모리(116)는 하드디스크, CD-ROM 또는 플로피 디스크와 같은 컴퓨터 판독가능 매체를 포함한다. 다른 실시예에서, SCDC(16)는 하나의 CPU 또는 2 이상의 CPU를 포함한다. 메모리(116)는 CPU(112, 114)에 의해 실행되는 프로그램을 저장한다. 메모리(116)는 프로그램을 실행할 때 CPU(112, 114)에 의해 사용되는 몇몇 종류의 데이터를 또한 저장한다.
저역 통과 필터와 같은 스페클 감소 필터(도시 생략)는 검출기(21)와 SCDC(16) 사이에서 실행되어, 초음파 촬상 시스템(10)을 이용하여 생성된 이미지의 스페클 노이즈를 감소시킨다. 저역 통과 필터의 예는 유한 임펄스 응답(FIR) 필터이다. 다른 실시예에서, 스페클 감소 필터는, CPU(112, 114) 중 하나에 의해 실행되어 단일 이미지 프레임 상에서 스페클 노이즈 내용을 식별하고 감소시키는데 사용되는 수학적인 알고리즘이다. 다른 실시예에서, 스페클 감소 필터는 메디안 필터, 위너 필터, 비등방성 확산 필터 또는 웨이블릿 변환 필터(wavelet transformation filter)이며, 이들은 CPU(112, 114) 중 하나에 의해 실행되는 수학적인 알고리즘이다. 또 다른 실시예에서, 스페클 감소 필터는 구조적이고 형상적인 향상을 행하는 고역 통과 필터이다. 고역 통과 필터의 예는 무한 임펄스 응답(IIR) 필터이다. 메디안 필터에서, 초음파 촬상 시스템(10)을 이용하여 생성된 이미지의 화소값은 인접 화소의 중앙값으로 대체된다. 위너 필터는 최소 평균 제곱(LMS) 알고리즘을 이용하여 실행될 수 있다. 비등방성 확산 필터는 열확산 방정식과 유한 요소법을 이용한다. 웨이블릿 변환 필터는 에코 신호를 웨이블릿 영역으로 분해하고, 얻어진 웨이블릿 계수는 소프트 임계화된다(soft-thresholded). 소프트 임계법에서, 특정 임계값 아래의 절대값을 가진 웨이블릿은 0으로 대체되며, 임계값 이상의 절대값을 가진 웨이블릿은 절대값을 0을 향해 축소시킴으로써 수정된다. 소프트 임계법의 수정은 스케일의 보다 미세한 레벨 내에서 비선형의 소프트 임계법을 적용하여 스페클 노이즈를 억제하는 것이다.
스페클 노이즈는 초음파 촬상의 고유 특성이며, 초음파 촬상에서의 스페클 노이즈의 존재는 이미지 콘트라스트 및 해상도를 감소시킨다. 따라서, 초음파 촬상의 스페클 노이즈의 레벨을 감소시키는 방법을 찾고자 한다. 스페클 감소 필터링과 함께 사용될 수 있는 합성법이 스페클 노이즈 감소의 한가지 기술이다. 합성법은 공간 합성법 및 주파수 합성법을 포함한다. 후술하는 주파수 합성법과 공간 합성법은 스페클 노이즈를 감소시키는 방법으로서 연구되어 왔다. 그러나, 주파수 및 공간 합성법은 낮은 프레임 속도, 모션 아티펙트, 또는 해상도 감소의 문제점을 가지고 있다. 이미지 프로세싱 필터가 합성법의 대안이다. 이미지 프로세싱 필터는 프런트 엔드 획득 대신에 이미지 데이터에 대해 동작하며, 일반적으로, 이미지 프로세싱 필터는 합성법과 관련되어 있는 프레임 속도 손실 또는 음향 새도우 손실과 같은 문제점을 가지고 있지 않다.
도 7 및 도 8은 스페클 감소 필터를 실행하는 방법의 일실시예의 흐름도이다. 이 방법은 메모리(116)에 저장되어 CPU(112, 114) 중 하나 또는 둘 다에 의해 실행된다. 단계(120)의 방법은 일예가 처리된 벡터 이미지 데이터인 처리된 데이터 스트림을 B 모드 프로세서(14)로부터 수신하는 단계를 포함한다. 대안으로, 데이터 스트림은 B 모드 프로세서 대신에 도플러 프로세서로부터 수신된다. 다른 실시예에서, 데이터 스트림은 도플러 프로세서와 B 모드 프로세서(14) 모두로부터 수신된다. 빔의 주파수 합성법 또는 공간 합성법은, 처리된 데이터 스트림을 B 모드 프로세서(14)로부터 획득하기 전에, B 모드 프로세서(14)에서 수행된다. 공간 합성법은 다수의 다중 관찰 방향 또는 각도로부터 획득된 포인트 P의 다수의 에코 신호가 조합되는 촬상 기술이다. 다중 방향은 스페클 상관해제(decorrelation)를 달성하는데 도움이 된다. 주파수 합성법에 있어서, 스페클 상관해제는 포인트 P를 상이한 주파수 범위로 촬상함으로써 달성된다. 주파수 합성법은 B 모드 프로세서(14) 또는 도플러 프로세서에서 수행된다. 유사하게, 공간 합성법은 B 모드 프로세서(14) 또는 도플러 프로세서에서 수행된다. 스페클 감소 필터를 실행하는 방법과 공간 합성법을 조합함으로써, 각도의 수가 예를 들어, 9에서 3으로 감소되어, 스페클 노이즈 감소 레벨을 유지하면서 모션 아티팩트를 감소시킨다. 그러나, 대안으로, 공간 또는 주파수 합성법은 수행되지 않을 것이다.
단계(122)의 방법은 처리된 데이터 스트림을 데이터 서브세트로 분할하는 단계를 포함한다. 예를 들어, 이미지 프레임에 대응하는 데이터는 데이터 서브세트로 분할되어, 데이터 서브세트가 이미지 프레임의 일부에 대응한다. 단계(124)의 방법은 평탄성 및 세목과 같은 제 1 파라미터 세트를 가진 스페클 감소 필터를 이용하여 데이터 서브세트의 각각을 동시에 필터링하는 단계를 포함한다. 예를 들어, 제 1 데이터 서브세트는 CPU(112)에 의해 실행되는 스페클 감소 필터에 의해 처리되며, 제 2 데이터 서브세트는 CPU(114)에 의해 실행되는 스페클 감소 필터에 의해 제 1 데이터 서브세트와 동시에 처리된다. 다른 예로서, 제 1 데이터 서브세트와 제 2 데이터 서브세트는 SIMD 기능을 이용하여 CPU(112)에 의해 실행되는 스페클 감소 필터에 의해 동시에 처리된다. 스페클 감소 필터의 제 1 파라미터 세트를 조정할 수 있도록 버튼 또는 메뉴와 같은 제어 세트가 사용자에게 제공된다. 제 1 파라미터 세트는, 초음파 촬상 시스템(10)을 이용하여 스캔이 수행되고 있을 때, 기록된 스캔의 리플레이가 디스플레이 장치(36)의 스크린 상에 디스플레이되고 있을 때, 또는 정지 화상이 디스플레이 장치(36)의 스크린 상에 디스플레이되고 있을 때, 사용자에 의해 조정될 수 있다.
또한, 단계(126)의 방법은 초음파 촬상 시스템(10)의 스캔 모드와 애플리케이션에 기초하여 제 1 파라미터 세트를 사용자 개입 없이 자동적으로 최적화하는 단계를 포함한다. 예를 들어, 본 방법은 애플리케이션과 스캔 모드에 기초하여 스페클 감소 필터의 여러 파라미터 세트를 제공하는 매핑 테이블을 참조할 수 있다. 예에서, 간(liver)의 이미지는 혈관 이미지의 스페클 노이즈보다 많은 스페클 노이즈로 채워져 있다. 따라서, 이러한 예에서, 매핑 테이블은 혈관 이미지에 제공된 평탄성의 양보다 큰 평탄성을 제공하는 파라미터를 매핑한다. 애플리케이션의 예는 초음파 촬상 시스템(10)이 간 또는 혈관 이미지를 획득하는데 사용되는지를 포함한다. 스캔 모드의 예는 상술한 섹터 스캔, 선형 스캔 및 볼록 스캔이 수행되는 모드를 포함한다. 다른 실시예에서, 본 방법은 단계(126)를 수행하지 않는다. 단계(128)의 방법은 하나의 필터링된 이미지 데이터 스트림을 형성하도록, 필터링된 데이터 서브세트를 조합하는 단계를 포함한다. 예를 들어, 데이터 서브세트는 조합되어 이미지 프레임의 이미지 데이터 스트림을 형성한다. 임의의 2개의 데이터 서브세트 내의 공통 데이터는, 데이터 서브세트를 조합하여 필터링된 이미지 데이터 스트림을 형성하는 동안에 제거된다. 이러한 공통 데이터는 하나의 이미지 내의 공통 경계 영역으로서 디스플레이된다. 공통 데이터의 적어도 일부를 제거하는 것은 2개의 데이터 서브세트에 대응하는 이미지 내의 가시적인 경계선을 제거하여 경계 영역을 평탄하게 하는 것이다. 단계(130)의 방법은 스캔 변환기(110)를 이용하여, B 모드 프로세서(14)로부터 출력된 처리된 데이터 스트림과 필터링된 이미지 데이터 스트림을 포함하는 데이터 세트를 스캔 변환하는 단계를 더 포함한다. 대안으로, 본 방법은 도플러 프로세서로부터 출력된 데이터 스트림과 필터링된 이미지 데이터 스트림을 포함하는 데이터 세트를 스캔 변환하는 단계를 포함한다. 또 다른 실시예에서, 본 방법은 필터링된 이미지 데이터 스트림, 도플러 프로세서로부터 출력된 데이터 스트림, 및 B 모드 프로세서(14)로부터의 처리된 데이터 스트림을 포함하는 데이터 세트를 스캔 변환하는 단계를 포함한다.
다른 실시예에서, 단계(130)는 단계(122, 124, 126, 128)를 수행하기 전과 단계(120)를 수행한 후에 수행된다. 다른 실시예에서, 처리된 데이터 스트림은 처리된 데이터 스트림을 데이터 서브세트로 분할하기 전에 스캔 변환된다. 필터링된 이미지 데이터 스트림으로부터 재구성된 이미지와, 처리되고 스캔 변환된 데이터 스트림으로부터 재구성된 이미지는 디스플레이 장치(36)의 스크린 상에 동시에 함께 디스플레이된다.
단계(138)의 방법은 필터링된 이미지와 원래의 필터링되지 않은 이미지를 듀얼 디스플레이 모드에서 실시간으로 관찰하기 위해서 필터링된 이미지와 원래의 필터링되지 않은 이미지를 디스플레이 장치의 스크린 상에 동시에 함께 디스플레이하는 단계를 포함한다. 원래의 필터링되지 않은 이미지는 스페클 감소 필터링 스테이지를 바이패스한다. 필터링된 이미지와 원래의 필터링되지 않은 이미지는, 처리되어 스캔 변환된 데이터 스트림으로부터 재구성된 원래의 필터링되지 않은 이미지를, 필터링되어 스캔 변환된 데이터 스트림으로부터 재구성된 필터링된 이미지와 일치시킴으로써, 동시에 함께 디스플레이된다. 예를 들어, 원래의 필터링되지 않은 이미지는 디스플레이 장치(36)의 스크린의 절반 영역 상에 디스플레이되며, 필터링된 이미지는 스크린의 남은 절반의 영역 상에 디스플레이된다. 다른 예로서, 원래의 필터링되지 않은 이미지는 디스플레이 장치(36)의 스크린 상의 1/3의 영역 상에 디스플레이되며, 필터링된 이미지는 스크린의 남은 2/3의 영역 상에 디스플레이된다. 또 다른 예로서, 원래의 필터링되지 않은 이미지는 필터링된 이미지와 동시에 함께 디스플레이되는 4㎝ ×4㎝ 조직 영역의 필터링되지 않은 이미지이며, 이는 조직 영역의 이미지일 수 있다. 조직 영역의 필터링된 이미지는 디스플레이 장치(36)의 절반 영역을 차지하며, 원래의 필터링되지 않은 이미지는 남은 절반의 영역을 차지한다. 필터링된 이미지는 낮은 콘트라스트와 조직 구조를 가진 피검체를 임상의 또는 소노그래퍼가 식별하는데 도움이 된다. 원래의 필터링되지 않은 이미지는 스페클 감소 필터에 의해 발생되는 아티펙트를 식별하는데 도움이 되며, 또한 스페클 감소 필터로 인해 손실된 이미지 세목을 제공할 수 있다.
또 다른 실시예에서, 필터링된 이미지는 디스플레이 장치(36)의 스크린의 한쪽에 디스플레이된다. 스크린의 남은 한 쪽 상에는, 스페클 감소 필터의 후술할 제 2 파라미터 세트가 제 1 파라미터 세트 대신에 적용되는 이미지가 디스플레이된다. 다른 실시예에서, 도 9의 좌측 상에 도시된 일예인 원래의 필터링되지 않은 이미지가 스크린의 한 쪽 상에 디스플레이된다. 도 9의 우측의 남은 한 쪽 상에, 스페클 감소 필터를 실행하는 방법과 공간 합성법이 적용된 이미지가 디스플레이된다. 다른 실시예에서, 필터링된 이미지는 스크린의 한 쪽 상에 디스플레이된다. 남은 한 쪽 상에, 공간 합성법이 적용되어 있지만 스페클 감소 필터가 적용되지 않은 이미지가 디스플레이된다. 또 다른 실시예에서, 필터링된 이미지는 스크린의 한 쪽 상에 디스플레이된다. 남은 한 쪽 상에, 스페클 감소 필터를 실행하는 방법과 공간 합성법이 적용된 이미지가 디스플레이된다. 또 다른 실시예에서, 공간 합성법이 적용되어 있지만 스페클 감소 필터는 적용되지 않은 이미지가 스크린의 한 쪽 상에 디스플레이된다. 남은 한 쪽 상에, 스페클 감소 필터를 실행하는 방법과 공간 합성법이 적용된 이미지가 디스플레이된다.
다른 실시예에서, 디스플레이 장치(36)의 스크린은 제 1, 제 2, 제 3 및 제 4 영역으로 분할되어 이미지를 사분면 디스플레이 모드로 디스플레이한다. 제 1 영역은 원래의 필터링되지 않은 이미지를 디스플레이한다. 제 2 영역은 공간 합성법이 적용되어 있지만 스페클 감소 필터는 적용되지 않은 이미지를 디스플레이한다. 제 3 영역은 필터링된 이미지를 디스플레이한다. 제 4 영역은 스페클 감소 필터를 실행하는 방법과 공간 합성법이 적용된 이미지를 디스플레이한다. 이러한 다른 실시예에서, 공간 합성법 대신 또는 공간 합성법에 추가로 주파수 합성법이 적용될 수 있다는 것을 알아야 한다. 또한, 이러한 다른 실시예에서, 예를 들어, 각각의 이미지는 스크린의 1/4 영역에 디스플레이된다. 다른 예로서, 이미지는 스크린의 1/12 영역에 디스플레이되며, 이미지는 스크린의 1/3 영역에 디스플레이되며, 이미지는 스크린의 1/8 영역에 디스플레이되며, 이미지는 스크린의 1/8 영역에 디스플레이된다.
다른 실시예에서, 4개의 영역 각각은 남은 영역 상에 디스플레이된 다른 이미지에 적용된 파라미터와는 상이한 스페클 감소 필터의 파라미터가 적용된 이미지를 디스플레이한다. 또한, 다른 실시예에서, 스페클 감소 필터를 실행하는 방법을 실행하는 동안에, 상이한 파라미터가 적용된다. 또 다른 실시예에서, 제 1 영역은 원래의 필터링되지 않은 이미지를 디스플레이한다. 이러한 다른 실시예에서, 남은 3개의 영역의 각각은, 남은 3개의 영역 상에 디스플레이된 다른 이미지에 적용된 파라미터와는 상이한 스페클 감소 필터의 파라미터가 적용된 이미지를 디스플레이한다. 또한, 이러한 다른 실시예에서, 상이한 파라미터는, 스페클 감소 필터를 실행하는 방법을 실행하는 동안에, 적용된다.
단계(140)의 방법은 필터링된 이미지의 콘트라스트를 향상시키기 위해 필터링된 이미지 데이터 스트림에 포함된 데이터 값이 분포되어 있는 범위를 증가시키는 단계를 더 포함한다. 일반적으로, 스페클 감소 필터는 이미지의 그레이 스케일 분포를 변경하며, 필터링된 이미지의 화소값은 스페클 감소 필터에 의해 필터링되지 않은 이미지의 화소값의 분포보다 좁은 분포를 가지게 된다. 보다 좁은 그레이 스케일 분포는 변경되어 이미지 콘트라스트를 증가시킬 수 있다. 예를 들어, 스페클 감소 필터에 의한 필터링의 영향을 받지 않은 이미지 프레임의 화소값이 0 내지 255의 범위에 있다면, 스페클 감소 필터를 적용한 후에, 이미지 프레임의 화소값은 20 - 230의 범위로 된다. 이러한 예에서, 20 - 230의 범위에 있는 화소값은 매핑 함수와 같은 선형 함수를 이용함으로써, 255 화소값으로 증가될 수 있다. 이러한 증가는 스페클 감소 필터가 적용되는 이미지 프레임의 콘트라스트를 향상시킨다.
본 방법은 스페클 감소 필터의 제 1 파라미터 세트의 값을 변경하여 제 2 파라미터 세트를 형성하는 단계를 포함한다. 예를 들어, 이미지에 제공된 평탄화의 레벨은 100의 스케일에 대해 10에서 20으로 변경될 수 있다. 또 다른 예로서, 이미지에 제공된 평탄화 레벨은 100의 스케일에 대해서 30에서 20으로 변경될 수 있다. 다른 예로서, 이미지로 볼 수 있는 세목의 레벨은 100의 스케일에 대해서 15에서 20으로 변경될 수 있으며, 그 결과, 보다 많은 세목을 이미지 내에서 볼 수 있다. 사용자가 파라미터를 제 1 세트로부터 제 2 세트로 변경하여 초음파 촬상 시스템(10)의 애플리케이션에 있어서 바람직한 효과를 얻기 위해서, 디스플레이 장치(36)의 스크린 상에 버튼이 제공되어 있다. 예를 들어, 도 10에 도시된 버튼 "0-6"이 제공된다. 이러한 예에서, 각각의 버튼은 스페클 감소 필터에 의해 제공되는 세목과 평탄화의 조합 레벨에 대응한다. 사용자는 버튼 "0-6" 중 하나를 선택하여 세목과 평탄화의 조합 레벨을 선택할 수 있다. 제 1 파라미터 세트를 변경한 후에, 단계(120, 122, 124, 126, 128, 130, 138)는 새로운 파라미터 세트로 재계산되고 재적용된다.
또한, 본 방법은, 초음파 촬상 시스템(10)을 이용하여 스캔이 수행되고 있는 동안에, 재기록된 시네(cine) 루프의 리플레이가 디스플레이 장치(36)의 스크린 상에 디스플레이되는 동안에, 또는 정지 화상이 디스플레이 장치(36)의 스크린 상에 디스플레이되는 동안에, 2개의 이미지가 동시에 나란히 도시되는 듀얼 디스플레이 모드에 사용자가 진입할 수 있게 하는 단계를 포함한다. 대안으로, 본 방법은 사용자가 듀얼 디스플레이 모드에서 나와서, 초음파 촬상 시스템(10)을 이용하여 스캔을 수행하거나, 재기록된 시네 루프를 디스플레이 장치(36)의 스크린 상에 리플레이하거나, 정지 화면을 디스플레이 장치(36)의 스크린 상에 디스플레이하게 하는 단계를 포함한다.
스페클 감소 필터를 실행하는 방법 및 시스템은 컴퓨터 보조 진단(CAD) 알고리즘과 함께 사용될 수 있다는 것을 알아야 한다. 예를 들어, CAD 알고리즘은 간과 신장 등의 상이한 기관을 구별하는데 사용된다. 다른 예로서, CAD 알고리즘은 간암을 간의 정상적인 조직으로부터 구별하는데 사용된다. CAD 알고리즘은 실시간 촬상을 위해서, 또는 추후 수행되는 촬상을 위해서 실행될 수 있다. 또한, 빔 형성기가 3D 빔 형성기이며 이미지 재구성기가 SCDC(16)내에 포함되어 있는 초음파 촬상 시스템(10)에서 본 시스템과 방법이 실행될 수 있다는 것을 알아야 한다. 이미지 재구성기는 SCDC(16)의 버스(118)에 결합될 수 있다. 체적 및 표면 렌더링 둘 다의 3D 렌더링의 품질 및 정확성은 3D 재구성 전에 스페클 노이즈 감소의 영향을 받는 초음파 촬상 시스템(10)의 각각의 개별적인 2D 프레임에서 향상된다. 본 방법 및 시스템은 스페클 노이즈의 단점을 중화시킴으로써 보다 양호한 3D 이미지 재구성을 제공하기 위해 초음파 촬상 시스템(10)에서 사용될 수 있다. 또한, 스페클 감소 필터를 실행하는 시스템 및 방법은 예를 들어, 양전자 방사 단층 촬영(PET), 단일 광양자 방사 단층 계산 촬영(SPECT), 단층 계산 촬영(CT), 및 자기 공명 촬상(MRI) 시스템과 같은 다른 이미징 방식으로 실행될 수 있다는 것을 알아야 한다.
또한, 본 명세서에 기술된 방법은 프레임 평균화와 조합되어 사용될 수 있다는 것을 알아야 한다. 일실시예에서, 프레임 평균화의 레벨은 도 11의 서두의 "Frame Average" 아래에 있는 ">" 또는 "<" 버튼을 선택함으로써 변경될 수 있다. 프레임 평균화는 스페클 감소 필터를 이용하는 전후에 적용될 수 있다. 또한, 본 시스템과 방법은 빔 형성기(12)로부터 출력되는 빔에 적용될 수 있다는 것을 알아야 한다. 또한, 도 7 및 도 8에는 연속적인 순서로 단계를 나타내고 있지만, 다른 실시예에서는 그 순서가 변할 수 있다는 것을 알아야 한다. 예를 들어, 단계(140)는 단계(138) 이전에, 또한 단계(130) 이후에 수행될 수 있다.
추가로, 본 명세서에 기재된 방법은 의학적인 세팅으로 기재되어 있지만, 본 방법의 이점은, 예를 들어, 공항, 다른 수송 센터, 정부 건물, 사무실 건물 등의 수화물 스캐닝 시스템과 같은 산업용 세팅 또는 수송 세팅에서 전형적으로 사용되는 시스템과 같은 비의학용 촬상 시스템에도 적용될 수 있다. 또한, 이들 이점은 인간에 대비되는 실험 동물을 연구하도록 크기 조정된 마이크로 PET 및 CT 시스템에도 적용될 수 있다.
본 발명은 여러 특정의 실시예를 기준으로 설명되었지만, 당업자라면 본 발명이 청구범위내에서 수정되어 실행될 수 있다는 것을 알 것이다.
10 : 초음파 촬상 시스템 12 : 빔 형성기
14 : B 모드 프로세서 16 : SCDC
20 : 커널 21 : 검출기
22 : 조작자 인터페이스 24 : 마스터 제어기
26 : 스캔 제어 시퀀서 28 : 시스템 제어 버스
30 : 시스템 타이밍 발생기 32 : 스캔 제어 버스
34 : 트랜스듀서 어레이 36 : 디스플레이 장치
40 : 트랜스듀서 구성 요소 42 : T/R 스위치
46 : 펄서 50 : 팬 형상의 2차원 영역
52 : 음향선 54 : 방사점
60 : 직사각형 2D 영역 70 : 부분 팬 형상 영역
72 : 아크 형상 궤적 80 : 수신 집속 시간 딜레이
82 : 수신 채널 84 : 수신 합산기
110 : 스캔 변환기 112, 114 : 중앙 처리 장치
116 : 메모리 118 : 버스

Claims (10)

  1. 스페클 감소 필터(a speckle reduction filter)를 구현하는 방법으로서,
    프로세서(14)로부터 처리된 데이터 스트림을 수신하는 단계와,
    하나의 데이터 서브세트(a data subset)가 이미지 프레임의 일부에 대응하도록 상기 처리된 데이터 스트림을 데이터 서브세트들(data subsets)로 분할하는 단계와,
    필터링된 데이터 서브세트들을 생성하기 위해, 제 1 파라미터 세트를 갖는 제 1 스페클 감소 필터를 이용하여 상기 데이터 서브세트들의 각각을 동시에 필터링하는 단계 - 상기 필터링 단계에서는 제 1 CPU(112)에 의해 실행되는 스페클 감소 필터에 의해 제 1 데이터 서브세트가 처리되고, 제 2 CPU(114)에 의해 실행되는 스페클 감소 필터에 의해 제 2 데이터 서브세트가 동시에 처리됨 - 와,
    초음파 촬상 시스템(10)의 애플리케이션 및 스캔 모드에 기초하여 상기 제 1 파라미터 세트를 사용자 개입 없이 자동적으로 최적화하는 단계 - 상기 최적화 단계에서는 매핑 테이블이 상기 애플리케이션 및 상기 스캔 모드에 기초하여 상기 스페클 감소 필터의 여러 파라미터 세트를 제공함 - 와,
    상기 필터링된 데이터 서브세트들에 기초하여 이미지 데이터 스트림을 생성하는 단계를 포함하는
    스페클 감소 필터의 구현 방법.
  2. 제 1 항에 있어서,
    상기 이미지 데이터 스트림을 필터링된 이미지로서 스크린 상에 디스플레이할 것을 디스플레이 장치(36)에 지시하는 단계를 더 포함하는
    스페클 감소 필터의 구현 방법.
  3. 제 1 항에 있어서,
    상기 이미지 데이터 스트림으로부터 생성된 필터링된 이미지의 콘트라스트를 향상시키기 위해 상기 이미지 데이터 스트림에 포함된 데이터 값이 분포되어 있는 범위를 확대하는 단계를 더 포함하는
    스페클 감소 필터의 구현 방법.
  4. 제 1 항에 있어서,
    상기 이미지 데이터 스트림으로부터 생성되는 필터링된 이미지와, 상기 처리된 데이터 스트림으로부터 생성되는 원래의 필터링되지 않은 이미지(original unfiltered image)를 공통의 스크린 상에 동시에 함께 디스플레이하는 단계를 더 포함하는
    스페클 감소 필터의 구현 방법.
  5. 프로세서(14)로부터 처리된 데이터 스트림을 수신하는 수단과,
    하나의 데이터 서브세트가 이미지 프레임의 일부에 대응하도록 상기 처리된 데이터 스트림을 데이터 서브세트들로 분할하는 수단과,
    필터링된 데이터 서브세트들을 생성하기 위해, 제 1 파라미터 세트를 갖는 제 1 스페클 감소 필터를 이용하여 상기 데이터 서브세트들의 각각을 동시에 필터링하는 수단 - 상기 필터링 수단은 제 1 CPU(112)에 의해 실행되는 스페클 감소 필터에 의해 제 1 데이터 서브세트를 처리하고, 제 2 CPU(114)에 의해 실행되는 스페클 감소 필터에 의해 제 2 데이터 서브세트를 동시에 처리함 - 과,
    초음파 촬상 시스템(10)의 애플리케이션 및 스캔 모드에 기초하여 상기 제 1 파라미터 세트를 사용자 개입 없이 자동적으로 최적화하는 수단 - 상기 최적화 수단은 상기 애플리케이션 및 상기 스캔 모드에 기초하여 상기 스페클 감소 필터의 여러 파라미터 세트를 제공하는 매핑 테이블을 포함함 - 와,
    상기 필터링된 데이터 서브세트들에 기초하여 이미지 데이터 스트림을 생성하는 수단을 포함하는
    스페클 감소 필터링 장치.
  6. 트랜스듀서 어레이(34)와,
    빔 형성기(12)와,
    상기 빔 형성기(12)로부터의 수신 빔을 처리하는 프로세서(14)와,
    상기 트랜스듀서 어레이(34), 상기 빔 형성기(12) 및 상기 프로세서(14)에 동작 가능하게 결합된 스캔 변환기 및 디스플레이 제어기(16)를 포함하되,
    상기 스캔 변환기 및 디스플레이 제어기(16)는,
    상기 프로세서(14)로부터 처리된 데이터 스트림을 수신하는 동작과,
    하나의 데이터 서브세트가 이미지 프레임의 일부에 대응하도록 상기 처리된 데이터 스트림을 데이터 서브세트들로 분할하는 동작과,
    필터링된 데이터 서브세트들을 생성하기 위해, 제 1 파라미터 세트를 갖는 제 1 스페클 감소 필터를 이용하여 상기 데이터 서브세트들의 각각을 동시에 필터링하는 동작 - 상기 필터링 동작에서는 제 1 CPU(112)에 의해 실행되는 스페클 감소 필터에 의해 제 1 데이터 서브세트가 처리되고, 제 2 CPU(114)에 의해 실행되는 스페클 감소 필터에 의해 제 2 데이터 서브세트가 동시에 처리됨 - 과,
    초음파 촬상 시스템(10)의 애플리케이션 및 스캔 모드에 기초하여 상기 제 1 파라미터 세트를 사용자 개입 없이 자동적으로 최적화하는 동작 - 상기 최적화 동작에서는 매핑 테이블이 상기 애플리케이션 및 상기 스캔 모드에 기초하여 상기 스페클 감소 필터의 여러 파라미터 세트를 제공함 - ,
    상기 필터링된 데이터 서브세트들에 기초하여 이미지 데이터 스트림을 생성하는 동작을 수행하도록 구성된
    초음파 촬상 시스템(10).
  7. 제 6 항에 있어서,
    상기 스캔 변환기 및 디스플레이 제어기(16)는, 상기 이미지 데이터 스트림으로부터 생성되는 필터링된 이미지와, 상기 처리된 데이터 스트림으로부터 생성되는 원래의 필터링되지 않은 이미지를 공통의 스크린 상에 동시에 함께 디스플레이하는 동작을 추가로 수행하도록 구성되고, 상기 필터링된 이미지는 2차원 이미지 및 3차원 이미지 중 하나인
    초음파 촬상 시스템(10).
  8. 제 6 항에 있어서,
    상기 스캔 변환기 및 디스플레이 제어기(16)는 하나보다 많은 중앙 처리 장치(112, 114)를 포함하며, 각각의 중앙 처리 장치(112, 114)는 상기 이미지 데이터 스트림의 데이터 서브세트를 동시에 처리하는
    초음파 촬상 시스템(10).
  9. 제 6 항에 있어서,
    상기 스캔 변환기 및 디스플레이 제어기(16)는 상기 이미지 데이터 스트림의 상기 데이터 서브세트들을 동시에 처리하는 중앙 처리 장치(112)를 포함하는
    초음파 촬상 시스템(10).
  10. 제 6 항에 있어서,
    상기 초음파 촬상 시스템(10)은 기본 모드(fundamental mode), 고조파 모드(harmonic mode), 컬러 흐름 모드(color flow mode), 파워 도플러 촬상 모드(power Doppler imaging mode), 콘트라스트 모드(contrast mode) 및 B 흐름 모드(B-flow mode) 중 하나로 스캔하여 피검체로부터 반사된 에코 신호를 획득하는
    초음파 촬상 시스템(10).
KR1020110100523A 2003-09-10 2011-10-04 스페클 감소 필터의 구현 방법, 스페클 감소 필터링 장치 및 초음파 촬상 시스템 KR101205107B1 (ko)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US10/659,184 2003-09-10
US10/659,184 US20050053305A1 (en) 2003-09-10 2003-09-10 Systems and methods for implementing a speckle reduction filter

Related Parent Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
KR1020040072070A Division KR20050026886A (ko) 2003-09-10 2004-09-09 컴퓨터 판독가능 매체, 컴퓨터 및 초음파 촬상 시스템

Publications (2)

Publication Number Publication Date
KR20110117047A true KR20110117047A (ko) 2011-10-26
KR101205107B1 KR101205107B1 (ko) 2012-11-26

Family

ID=34226928

Family Applications (2)

Application Number Title Priority Date Filing Date
KR1020040072070A KR20050026886A (ko) 2003-09-10 2004-09-09 컴퓨터 판독가능 매체, 컴퓨터 및 초음파 촬상 시스템
KR1020110100523A KR101205107B1 (ko) 2003-09-10 2011-10-04 스페클 감소 필터의 구현 방법, 스페클 감소 필터링 장치 및 초음파 촬상 시스템

Family Applications Before (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
KR1020040072070A KR20050026886A (ko) 2003-09-10 2004-09-09 컴퓨터 판독가능 매체, 컴퓨터 및 초음파 촬상 시스템

Country Status (6)

Country Link
US (1) US20050053305A1 (ko)
JP (1) JP5087206B2 (ko)
KR (2) KR20050026886A (ko)
CN (1) CN1593349B (ko)
DE (1) DE102004043792A1 (ko)
NL (1) NL1027007C2 (ko)

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
KR20200081031A (ko) 2018-12-27 2020-07-07 건양대학교산학협력단 초음파 진단 영상의 스페클 패턴 축소 시스템

Families Citing this family (61)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP1573361A1 (en) * 2002-11-06 2005-09-14 Koninklijke Philips Electronics N.V. Phased array acoustic system for 3d imaging of moving parts-----
US7892188B2 (en) 2003-10-22 2011-02-22 Hemosonics, Llc Method and apparatus for characterization of clot formation
US20050124886A1 (en) * 2003-11-21 2005-06-09 Koninklijke Philips Electronics N.V. System and method for generating ultrasound images having variable spatial compounding
US7532748B2 (en) * 2004-11-24 2009-05-12 General Electric Company Methods and apparatus for selecting and/or labeling vessel branches
US8834371B2 (en) * 2005-03-31 2014-09-16 Kabushiki Kaisha Toshiba Ultrasound diagnostic apparatus and ultrasound image processing program
JP4921826B2 (ja) * 2005-03-31 2012-04-25 株式会社東芝 超音波診断装置及びその制御方法
KR100815977B1 (ko) * 2005-04-20 2008-03-24 주식회사 메디슨 연속되는 영상으로부터 움직임을 추정하는 방법 및 시스템
US20070010747A1 (en) * 2005-05-26 2007-01-11 Sabourin Thomas J Methods and systems for acquiring ultrasound image data
US20070073152A1 (en) * 2005-09-13 2007-03-29 General Electric Company Systems and methods for acquiring images simultaneously
US7817839B2 (en) * 2005-12-07 2010-10-19 Siemens Corporation System and method for adaptive spatial compounding for ultrasound imaging
US8105239B2 (en) * 2006-02-06 2012-01-31 Maui Imaging, Inc. Method and apparatus to visualize the coronary arteries using ultrasound
CN101489488B (zh) * 2006-07-20 2011-11-23 株式会社日立医药 超声波图像处理装置
EP2088932B1 (en) * 2006-10-25 2020-04-08 Maui Imaging, Inc. Method and apparatus to produce ultrasonic images using multiple apertures
US20100004540A1 (en) * 2006-11-03 2010-01-07 Koninklijke Philips Electronics N.V. Dual path processing for optimal speckle tracking
KR20080100609A (ko) * 2007-05-14 2008-11-19 삼성전자주식회사 방송수신장치 및 그 콘텐츠 재생방법
JP2009090104A (ja) * 2007-09-18 2009-04-30 Fujifilm Corp 超音波診断方法及び装置
JP5002397B2 (ja) * 2007-09-28 2012-08-15 株式会社東芝 超音波診断装置及びプログラム
US9282945B2 (en) * 2009-04-14 2016-03-15 Maui Imaging, Inc. Calibration of ultrasound probes
US9247926B2 (en) 2010-04-14 2016-02-02 Maui Imaging, Inc. Concave ultrasound transducers and 3D arrays
JP5142674B2 (ja) * 2007-11-09 2013-02-13 株式会社東芝 超音波診断装置およびその画像処理プログラム
US20090209858A1 (en) * 2008-02-18 2009-08-20 The Board Of Trustees Of The University Of Illinois System and method for ultrasonic image processing
US8306293B2 (en) * 2008-05-15 2012-11-06 University Of Virginia Patent Foundation Reduction of echo decorrelation facilitating motion estimation
US8602993B2 (en) * 2008-08-08 2013-12-10 Maui Imaging, Inc. Imaging with multiple aperture medical ultrasound and synchronization of add-on systems
US8448499B2 (en) 2008-12-23 2013-05-28 C A Casyso Ag Cartridge device for a measuring system for measuring viscoelastic characteristics of a sample liquid, a corresponding measuring system, and a corresponding method
JP5485373B2 (ja) * 2009-04-14 2014-05-07 マウイ イマギング，インコーポレーテッド 複数開口の超音波アレイ位置合せ装置
JP2012523920A (ja) * 2009-04-14 2012-10-11 マウイ イマギング，インコーポレーテッド ユニバーサルな複数開口の医療用超音波探触子
US8442154B2 (en) * 2009-04-23 2013-05-14 Maxlinear, Inc. Channel sensitive power control
JP5449852B2 (ja) 2009-05-08 2014-03-19 株式会社東芝 超音波診断装置
KR101121548B1 (ko) * 2009-12-07 2012-03-06 삼성메디슨 주식회사 초음파 진단장치
KR102322776B1 (ko) * 2010-02-18 2021-11-04 마우이 이미징, 인코포레이티드 초음파 이미지를 구성하는 방법 및 이를 위한 다중-개구 초음파 이미징 시스템
AU2011237383B2 (en) 2010-04-08 2014-03-27 Hemosonics, Llc Hemostatic parameter display
WO2012051305A2 (en) 2010-10-13 2012-04-19 Mau Imaging, Inc. Multiple aperture probe internal apparatus and cable assemblies
DK2676136T3 (da) 2011-02-15 2021-03-15 Hemosonics Llc Indretninger, systemer og fremgangsmåder til vurdering af hæmostase
EP2676143B1 (en) 2011-02-15 2023-11-01 Hemosonics, Llc Characterization of blood hemostasis and oxygen transport parameters
US20120294767A1 (en) 2011-05-19 2012-11-22 Hemosonics Llc Portable hemostasis analyzer
JP5925438B2 (ja) * 2011-06-23 2016-05-25 株式会社東芝 超音波診断装置
JP6407719B2 (ja) 2011-12-01 2018-10-17 マウイ イマギング，インコーポレーテッド ピングベース及び多数開口ドップラー超音波を用いた運動の検出
CN104080407B (zh) 2011-12-29 2017-03-01 毛伊图像公司 任意路径的m模式超声成像
CN107028623B (zh) 2012-02-21 2020-09-01 毛伊图像公司 使用多孔超声确定材料刚度
JP6399999B2 (ja) 2012-03-26 2018-10-03 マウイ イマギング，インコーポレーテッド 重み付け係数を適用することによって超音波画像の質を改善するためのシステム及び方法
EP2883079B1 (en) 2012-08-10 2017-09-27 Maui Imaging, Inc. Calibration of multiple aperture ultrasound probes
US9986969B2 (en) 2012-08-21 2018-06-05 Maui Imaging, Inc. Ultrasound imaging system memory architecture
KR102025756B1 (ko) * 2013-01-04 2019-09-27 삼성전자주식회사 영상에서 스펙클을 제거하는 방법, 장치 및 시스템.
WO2014160291A1 (en) 2013-03-13 2014-10-02 Maui Imaging, Inc. Alignment of ultrasound transducer arrays and multiple aperture probe assembly
US9883848B2 (en) 2013-09-13 2018-02-06 Maui Imaging, Inc. Ultrasound imaging using apparent point-source transmit transducer
KR102430449B1 (ko) 2014-08-18 2022-08-05 마우이 이미징, 인코포레이티드 네트워크-기반 초음파 이미징 시스템
CN104299191A (zh) * 2014-09-28 2015-01-21 南通大学 一种超声图像去噪方法及中值滤波方法
US10175225B2 (en) 2014-09-29 2019-01-08 C A Casyso Ag Blood testing system and method
US9726647B2 (en) 2015-03-17 2017-08-08 Hemosonics, Llc Determining mechanical properties via ultrasound-induced resonance
US10575825B2 (en) 2015-07-27 2020-03-03 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Doppler imaging
US10405836B2 (en) 2015-11-23 2019-09-10 Clarius Mobile Health Corp. Speckle reduction and compression improvement of ultrasound images
CN113729764A (zh) 2016-01-27 2021-12-03 毛伊图像公司 具有稀疏阵列探测器的超声成像
US11529123B2 (en) * 2016-03-22 2022-12-20 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Relative backscatter coefficient in medical diagnostic ultrasound
JP6801469B2 (ja) * 2017-01-20 2020-12-16 コニカミノルタ株式会社 超音波診断装置
EP3576632A1 (en) * 2017-02-03 2019-12-11 Mayo Foundation for Medical Education and Research System and method for accelerated clutter filtering in ultrasound blood flow imaging using randomized ultrasound data
US10302751B2 (en) * 2017-03-09 2019-05-28 Russell H. Dewey A-mode ultrasonic classifier
JP7432500B2 (ja) 2017-04-20 2024-02-16 ヘモソニックス エル・エル・シー 止血機能の分析のための使い捨てシステム
EP3820375A1 (en) * 2018-07-11 2021-05-19 Koninklijke Philips N.V. Ultrasound imaging system with pixel extrapolation image enhancement
JP7273600B2 (ja) * 2019-04-15 2023-05-15 キヤノンメディカルシステムズ株式会社 超音波診断装置、医用画像処理装置、医用画像診断装置、及び表示制御プログラム
US11654635B2 (en) 2019-04-18 2023-05-23 The Research Foundation For Suny Enhanced non-destructive testing in directed energy material processing
JP7367194B2 (ja) * 2019-09-17 2023-10-23 エーエスエムエル ホールディング エヌ．ブイ． アライメントソースとしてのレーザモジュール、メトロロジシステム、及びリソグラフィ装置

Family Cites Families (43)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4887306A (en) * 1987-11-04 1989-12-12 Advanced Technology Laboratories, Inc. Adaptive temporal filter for ultrasound imaging system
US5322067A (en) * 1993-02-03 1994-06-21 Hewlett-Packard Company Method and apparatus for determining the volume of a body cavity in real time
US5619998A (en) * 1994-09-23 1997-04-15 General Electric Company Enhanced method for reducing ultrasound speckle noise using wavelet transform
JPH08266539A (ja) * 1995-03-29 1996-10-15 Hitachi Medical Corp 超音波診断装置
US6383139B1 (en) * 1996-06-28 2002-05-07 Sonosite, Inc. Ultrasonic signal processor for power doppler imaging in a hand held ultrasonic diagnostic instrument
US7819807B2 (en) * 1996-06-28 2010-10-26 Sonosite, Inc. Balance body ultrasound system
US6575908B2 (en) * 1996-06-28 2003-06-10 Sonosite, Inc. Balance body ultrasound system
US6416475B1 (en) * 1996-06-28 2002-07-09 Sonosite, Inc. Ultrasonic signal processor for a hand held ultrasonic diagnostic instrument
US6962566B2 (en) * 2001-04-19 2005-11-08 Sonosite, Inc. Medical diagnostic ultrasound instrument with ECG module, authorization mechanism and methods of use
US6569101B2 (en) * 2001-04-19 2003-05-27 Sonosite, Inc. Medical diagnostic ultrasound instrument with ECG module, authorization mechanism and methods of use
US5827189A (en) * 1996-12-30 1998-10-27 General Electric Company Method and apparatus for preventing axial spatial aliasing in ultrasound imager having complex signal detector
US5954653A (en) * 1997-05-07 1999-09-21 General Electric Company Method and apparatus for automatically enhancing contrast in projected ultrasound image
US5908391A (en) * 1997-05-07 1999-06-01 General Electric Company Method and apparatus for enhancing resolution and sensitivity in color flow ultrasound imaging using multiple transmit focal zones
US6050942A (en) * 1997-07-11 2000-04-18 Atl Ultrasound Digital scanline signal processor for an ultrasonic diagnostic imaging system
US5961461A (en) * 1997-11-07 1999-10-05 General Electric Company Method and apparatus for adaptive B-mode image enhancement
US6193663B1 (en) * 1997-12-18 2001-02-27 Acuson Corporation Diagnostic ultrasound imaging method and system with improved frame rate
US6674879B1 (en) * 1998-03-30 2004-01-06 Echovision, Inc. Echocardiography workstation
US6511426B1 (en) * 1998-06-02 2003-01-28 Acuson Corporation Medical diagnostic ultrasound system and method for versatile processing
US6547732B2 (en) * 1998-10-01 2003-04-15 Koninklijke Philips Electronics N.V. Adaptive image processing for spatial compounding
US6364835B1 (en) * 1998-11-20 2002-04-02 Acuson Corporation Medical diagnostic ultrasound imaging methods for extended field of view
US6213946B1 (en) * 1998-12-24 2001-04-10 Agilent Technologies, Inc. Methods and apparatus for speckle reduction by orthogonal pulse compounding in medical ultrasound imaging
US6358210B2 (en) * 1999-03-31 2002-03-19 Acuson Corporation Medical diagnostic ultrasonic imaging transmit/receive method and apparatus
US20020173721A1 (en) * 1999-08-20 2002-11-21 Novasonics, Inc. User interface for handheld imaging devices
US6508767B2 (en) * 2000-02-16 2003-01-21 Koninklijke Philips Electronics N.V. Ultrasonic harmonic image segmentation
WO2001076462A2 (en) * 2000-03-17 2001-10-18 Sonosite, Inc. Medical diagnostic ultrasound instrument with authorization mechanism
JP2001340338A (ja) * 2000-06-05 2001-12-11 Olympus Optical Co Ltd 超音波診断装置
US6761689B2 (en) * 2000-08-17 2004-07-13 Koninklijke Philips Electronics N.V. Biplane ultrasonic imaging
US6709394B2 (en) * 2000-08-17 2004-03-23 Koninklijke Philips Electronics N.V. Biplane ultrasonic imaging
US6669641B2 (en) * 2000-08-17 2003-12-30 Koninklijke Philips Electronics N.V. Method of and system for ultrasound imaging
US6602194B2 (en) * 2000-09-15 2003-08-05 Koninklijke Philips Electronics N.V. Dual beamformer ultrasound system for 2D and 3D imaging
US6608585B2 (en) * 2001-03-02 2003-08-19 Massachusetts Institute Of Technology High-definition imaging apparatus and method
US6514206B2 (en) * 2001-03-09 2003-02-04 Koninklijke Philips Electronics, N.V. Simultaneous fundamental and harmonic ultrasonic imaging
US6872181B2 (en) * 2001-04-25 2005-03-29 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Compound image display system and method
JP2005500594A (ja) * 2001-05-04 2005-01-06 パラセル， インコーポレイテッド 高速の近似部分文字列検索ための方法および装置
US6524247B2 (en) * 2001-05-15 2003-02-25 U-Systems, Inc. Method and system for ultrasound imaging of a biopsy needle
US6879729B2 (en) * 2001-06-08 2005-04-12 The Regents Of The University Of California Parallel object-oriented, denoising system using wavelet multiresolution analysis
US20030103212A1 (en) * 2001-08-03 2003-06-05 Volker Westphal Real-time imaging system and method
US6517486B1 (en) * 2001-08-16 2003-02-11 Computed Ultrasound Global, Inc. Compounding method for reducing speckle noise
JP4907798B2 (ja) * 2001-08-24 2012-04-04 株式会社東芝 超音波診断装置
JP4654551B2 (ja) 2001-08-27 2011-03-23 株式会社島津製作所 Ｃｔ装置
US6692442B2 (en) * 2001-12-13 2004-02-17 Koninklijke Philips Electronics N.V. Device for producing an on-line image of a body part into which a contrasting agent has been introduced
US6685641B2 (en) * 2002-02-01 2004-02-03 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Plane wave scanning reception and receiver
US7777784B2 (en) * 2002-06-25 2010-08-17 Hewlett-Packard Development Company, L.P. Apparatus and method for generating multiple images from a single image

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
KR20200081031A (ko) 2018-12-27 2020-07-07 건양대학교산학협력단 초음파 진단 영상의 스페클 패턴 축소 시스템

Also Published As

Publication number Publication date
NL1027007A1 (nl) 2005-03-14
NL1027007C2 (nl) 2006-01-17
JP2005081154A (ja) 2005-03-31
CN1593349B (zh) 2010-09-29
KR20050026886A (ko) 2005-03-16
DE102004043792A1 (de) 2005-04-28
US20050053305A1 (en) 2005-03-10
JP5087206B2 (ja) 2012-12-05
KR101205107B1 (ko) 2012-11-26
CN1593349A (zh) 2005-03-16

Similar Documents

Publication Publication Date Title
KR101205107B1 (ko) 스페클 감소 필터의 구현 방법, 스페클 감소 필터링 장치 및 초음파 촬상 시스템
US8021300B2 (en) Three-dimensional fly-through systems and methods using ultrasound data
JP4757307B2 (ja) 超音波画像処理装置
US6755787B2 (en) Medical diagnostic ultrasound system and method for versatile processing
JP5049773B2 (ja) 超音波診断装置、超音波画像処理装置、超音波画像処理プログラム
CN105455843B (zh) 在超声成像中的阴影抑制
US7404797B2 (en) Ultrasonic imaging system and ultrasonic signal processing method
JP5835994B2 (ja) 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
US9585636B2 (en) Ultrasonic diagnostic apparatus, medical image processing apparatus, and medical image processing method
US8425422B2 (en) Adaptive volume rendering for ultrasound color flow diagnostic imaging
JP2004141514A (ja) 画像処理装置及び超音波診断装置
JP7253496B2 (ja) 改善されたクラッタ抑制を含むパワードップラー・イメージング・システム及び方法
US6858010B2 (en) Identifying clinical markers in spatial compounding ultrasound imaging
JP2022110089A (ja) 超音波画像表示のためのダイナミックレンジを適応的に設定するためのシステム及び方法
JP5072585B2 (ja) 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
Daoud et al. Investigating the Influence of the Kernel Size on the Performance of Three-Dimensional Ultrasound Volume Reconstruction Methods

Legal Events

Date Code Title Description
A107 Divisional application of patent
A201 Request for examination
E902 Notification of reason for refusal
E701 Decision to grant or registration of patent right
GRNT Written decision to grant
FPAY Annual fee payment

Payment date: 20151105

Year of fee payment: 4

FPAY Annual fee payment

Payment date: 20161104

Year of fee payment: 5

FPAY Annual fee payment

Payment date: 20171108

Year of fee payment: 6

FPAY Annual fee payment

Payment date: 20181112

Year of fee payment: 7