JPH01160538A - 超音波画像装置および画像形成方法 - Google Patents

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。

Description

【発明の詳細な説明】 ［産業上の利用分野］ 本発明は、被験者の二次元画像を生成するための医療用
超音波画像装置、特に、このような画像を画素毎に濾波
するための適応時間フィルタに関するものである。

し発明の背景］ 現今、診断用超音波画像装置のコントラスト解像度を制
限している要因はコヒーレントスペックルの現象である
。スペックルの形成は画像形成過程中蓄積された信号の
位相変化から生じる干渉効果に原因する。これ等位相変
化は対象フィールドにおける拡散散乱体、多重散乱、受
信波の位相を歪ませる不均質性伝播媒、或いは位相差に
よって惹起され得る。

決定論的であるが、スペックルは、上述の画像に重なる
ランダム雑音として現れ、そして画像の判然を二るコン
トラスト解像度を低下させる。周知のように、画像のス
ペックルパターンは画像化される被験者に関して画像形
成孔の変位または回転と共に変化する。被験者における
１位置＜１ｏｃａｔｉｏｎ）におけるスペックルパター
ンは、その位置を囲む散乱構造が変化するにつれて変化
する。スペックルを減する１つの共通のアプローチは、
非相関の（または部分的に非相関の）スペックルパター
ンを有する複数個の画像を組み合せたり、または平均化
したりする方法である。これは、“コンパウンディング
ｃｏｒＩｌｐｏｕｎｄ　ｉ　ｎｇ”として知られる方法
である。一般に、コンパウンディングは空間、周波数ま
たは時間変域内にて実行可能である。

空間コンパウンディングの場合、画像形成孔（アパーチ
ャ）は若干の細孔（サブアパーチャ）に分割され得ると
共に、これ等細孔からの信号は平均化される。スペック
ルパターンが非相関であると云う要件を満足させるため
には、細孔の並進（ｔｒａｎｓｌａｔｉｏｎ　）が細孔
の半分のサイズより大きくなければならない。空間コン
パウンディングの欠点は、有限の画像形成孔の分配によ
って惹起される空間解像度の随伴低減である。さらに欠
点として、時間解像度の喪失が許容されない場合に、平
行な細孔のビーム形成が要求され、そのアプローチのた
め、システム費が増大する。

周波数コンパウンディングは、画像装置の帯域幅を多数
の非重複（または部分的に重複した）帯域に分割するこ
とによって遂行され得る。異なる周波数帯域からの信号
は処理されて平均化される。

周波数コンパウンディングの欠点は１．狭い帯域処理の
結果として両側方および軸方向の解像度の喪失が起るこ
とである。身体組織についての周知の周波数依存の減衰
特性は、また周波数コンパウンディングの有効性を大幅
に制限する。他の問題として、異なる周波数帯域に相当
する多数の送信パルスが用いられなければならないこと
から、時間解像度が低減される。

時間コンパウンディングは、連続フレームを互いに平均
化することを伴なう、大抵の生組織が、それらの機能の
役割として能動的に、或いは付近の器官および血管の呼
吸運動、心血管運動または胃運動に応じて受動的に動く
と云う事実によって画像形成点を囲む散乱構造の幾何学
的分布が経時的に変化する。結果として、画像における
スペックルパターンは連続的に変化する。かくして、時
間変域における？ンパウンディング画像はスペックル雑
音を低減することになる。時間的コンパウンディングが
空間的コンパウンディングまたは周波数コンパウンディ
ングに勝る利点は、その実現が比較的簡単で、かつ低背
であるからである。なお、それは空間解像度の喪失とは
ほとんど、または全熱無関係である。しかしながら、時
間コンパウンディングは、−ａに、コントラスト解像度
の改善と、時間解像度の喪失とを天秤にがけることが必
要である。

［発明が解決しようとする課題］ 本発明の目的は、改善されたコントラスト解像度および
／、または改善された運動強化が、時間解像度の有意な
喪失無しに、得られる時間コンパウンディングまたはフ
レーム平均化の手段を提供することである。

［課題を解決するための手段］ 上記目的は、各画素について、濾波の程度がその画素に
相当する信号のマグニチュドに応じる特徴を有する適応
時間濾波法の適用によって達成される。フィルタは、超
音波画像装置のオペレータが、フィルタ特性をシステム
性能が特別な適用に対して最適化するように変えられ得
るようにプログラム可能であるように実現することがで
きる。

本発明は、被験者の二次元画像を生成する種類の医療用
超音波画像装置において有効である。この画像装置は、
各画素信号が画素値Ｘ（ｋ）の時間列を含むように、複
数個の画素信号を発生する手段を備える。各画素値は、
被験者における特定のサンプル量から受信されるエコー
のマグニチュドの関数である。本発明による特徴は、濾
波値（ｆｉｌｔｅｒｅｄ　ｖａｌｕｅ）　Ｙ（ｋ）の時
間列を含む濾波信号（ｆｉｌｔｅｒｅｄ　ｓｉｇｎａｌ
　）を発生すべく各画素信号を濾波するための適応時間
フィルタ手段を備えることである。画素信号毎に、フィ
ルタ手段の特性は、その画素信号のマグニチュドの変化
とともに変化する。

例えば、フィルタは、−遮断周波数が画素信号マグニチ
ュドが増大するにつれて増大する低域フィルタ特性を有
することが好ましい。好ましい一実施例においては、各
濾波１ｉｉＩＹ（ｋ）が、現画素値Ｘ（ｋ）ｘ時間係数
Ｐと、前濾波値Ｙ（ｋ−１）ｘ時間係数Ｑとの合計とし
て計ヰされる。この場合、ＰおよびＱの少なくとも１つ
が、１つ以上の画素値または濾波値の関数であり、Ｐは
Ｘ（ｋ）の単調増大関数とすることができ、この場合、
Ｑは１−Ｐに等しい。他方、係数Ｑは、積８・（１−＾
）に等しくすることができ、ここに８はＹ（−に−１）
の単調に増大する関数であり、＾はＰが１−Ｑに等しい
場合に厘ｋ）のみの関数である。さらに、遮断周波数が
、画素信号の変化率が増大するにつれて増大する実施例
、および濾波係数が、現画素ｆｆ１Ｘ（ｋ）と前濾波値
Ｙ（ｋ−１）との間の差の絶対値の関数であり、これに
より、画像中の動く縁辺が強調され得るようにした実施
例が開示されている。上述した諸手段の種々の組み合せ
もまた用いられ得る。

本発明に含まれる基本概念として、スペックルの汚染が
、通常、拡散散乱体を画像形成する時の重要な問題であ
ると云うことである。拡散散乱体からのエコーの性質は
、それらが通常、強さにおいて低いと云うことであるが
、その理由は、散乱体の散乱横断面が小さいからであり
、かつ解像セル内での各散乱体からの信号の位相がラン
ダムであるからである。臨床における超音波側１象形成
の場合についての拡散散乱体の例は、肝臓の実質および
心筋である。比較において、高強度の超音波エコーは通
常、強い鏡様反射体に対応する。これらエコーは、大抵
コヒーレントに解像されるか、或いはスペックル雑音成
分の汚染が鏡様反射成分と比較したときに有意では無い
。高強度エコーの例には、横隔膜、諸心弁および血管の
境界線からのエコーも含まれる。時間コンパウンデイン
クは、従来法にて実施されたように、同じ度のコンパウ
ンディングを両拡散散乱体くこの場合、フレーム統合か
ら利益を得る）および解像された祖遺体（この場合、利
益を得ない）に適用される。この問題は、本発明の時間
コンパウンディング法においては避けられる。

［実施例］ 第１図は、本発明による適応時間フィルタを備える好ま
しい医療用の超音波画像装置の一栖成を図解したもので
、この画像装置は、フロントエンド１２、検波器１４、
適応時間フィルタ１６、スキャンコンバータ１８、およ
びビデオデイスプレィ２０を具備している。フロントエ
ンド１２は超音波エネルギーのバーストを被験者へ送信
し、これにより発生するエコーを受信し、かつこれ等エ
コーを電気信号へ変換する機能を果たす、整相アレー画
像装置においては、フロントエンド１２は、しばしばビ
ーム形成器と呼ばれる。検波器１４は、画像装置の平面
視野における一組のサンプル量の各々についてのエコー
信号マグニチュドを決定する０機械的システムまたは整
相アレイシステムの場合、個々のサンプル量が極座標系
におけるビームラインに沿って配列されており、これに
対して、線型アレイシステムにおいては、個々のサンプ
ル量が長方形グリッドに沿って配列されている。この検
波器は、特定の時間ウィンドウにおける各サンプル量か
ら受信したエコーマグニチュドを指示する一連のエコー
信号を発生ずるとともに、次の時間ウィンドウ等につい
ての処理を繰り返す。与えられた時間ウィンドウにおけ
るこの一組の総てのエコー信号はフレームと呼ばれ、ま
た或間開にわたる与えられたサンダル量についての一組
のエコー信号は画素信号と呼ばれる。

適応時間フィルタ１６は、以下に詳述するように、−時
的に各画素信号を濾波すると共に、この濾波された信号
をスキャンコンバータ１８に送る。セクター走査システ
ムのために、スキャンコンバータ１８は、濾波信号を極
座標を直角座標に変換する。

スキャンコンバータ１８はまた、線型アレイシステムの
ために、バンニングやズーミングの機能を果たす、何れ
のシステム型においても、得られるラスター型の画像信
号は、次いで、ビデオデイスプレィ２０によって写し出
される。適応時間フィルタ１６は各画像信号に対して独
立して動作するのが好ましいので、このフィルタは信号
処理チエインのいかなる点にも位置させ得る。例えば、
フィルタはスキャンコンバータ１８の前か後ろに位置さ
せ得るが、しかし、一般には、検波器の後ろに位置され
るべきで、これは、その信号の連続サンプル間の位相関
係に対す、るフィルタの不適当な感度を避けるためであ
る。

一般に、フィルタ１６は、デジタルシステムまたはサン
プリングされたアナログシステムにても利用され得る。

しかし、このフィルタはデジタルシステムへ実装される
のが極めて容易であり、それ故、デジタルシステムにつ
いて述べることにする。

好マ、シいデジタルシステムにおいては、各画素信号が
列（ｓｅｑｕｅｎｃｅ）　Ｘ（ｋ）によって表示される
が、ここに、ｋは時間またはサンプル番号を表す。総て
の画素信号に対する一組のＸ（ｋ）は、１ビデオフレー
ムを表示するので、ｋはまた、フレーム番号としても見
なされ得る。フィルタから発生される濾波信号はＹ（ｋ
）と表示することにする。一般に、到来する入力×（ｋ
）を出力Ｙ（ｋ）へ送信するための起因的離散フィルタ
は次式によって表 される： ＩＩＩ　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　ｎこ
こにＣ（：）およびｄ（ｉ）は濾波係数である。これ等
係数はフィルタの“特性”を十分に定義する。

本発明は、その広い範囲においては、各画素信号が、そ
れが変化するにつれて特性の変化するフィルタを通過す
ることを意図するものである。かくして、事実上、各画
素信号毎に独立したフィルタが備えられる。本発明は、
空間濾波と併用され得るので、この場合、与えられた画
像信号が隣接画像信号によっても影響されるけれども、
以下に述べられる好ましい構成では各百１信号が独立し
て取り扱われる。

本発明のために用いられ得る重要な種類のフィルタとし
ては、各画素信号用のフィルタが、画素信号Ｘ（ｋ）を
平滑化または平均化する低域フィルタである。結果とし
て、このフィルタの動作が総ての画素に対して及ぼす効
果はフレーム群を互いに平均化することである。しかし
ながら、従来のフレーム平均化法とは異なり、本発明の
フィルタは適応型であり、従って、各低域フィルタの特
性は画素信号毎に変化する。一般に、フレーム平均化シ
ステムのための濾波動作はＩＩＲまたはＦＩＲとして実
現され得る。しかしながら、下記に述べるように、フィ
ルタ方程式における（Ｘ（ｋ）以外の）各項は、ストリ
ンク、即ち、１個以上の前フレームに相当するＸ＠また
はＹ値用メモリの独立したフレームサイズブロックを要
求することになる。

ＩＩＲフィルタの場合、ＦＩＲと比較して、与えられた
平均化度を得るのに必要な項数は少なくて良いので、そ
れだけ好ましい。特に、次の方程式％式％（） （ここに、フィルタはＸ（ｋ）およびＹ（ｋ−１）での
形の項しか含んでおらず、並びに濾波係数Ｐおよび０ハ
ｘ（ｋ）オよびＹ（ｋ−１）ノＩｎテある）のＩＩＲフ
ィルタを使用することによって非常に満足すべき結果が
得られる。方程式（２）は、用いることのできるフィル
タの幾つかの可能な種類の１つであって、この種フィル
タを表す池の適当なかつ実際的な方程式としては次のよ
うに表される： Ｙ（ｋ）＝Ｐ　−Ｘ（ｋ）＋Ｑ　−Ｙ（ｋ−１）＋Ｒ−
Ｙ（ｋ−２）　　　　　（３１Ｙ（ｋ）＝Ｐ　−Ｘ（ｋ
）、Ｑ　、Ｘ（ｋ−１）　　　　　　　　　　　　　　
　＋４１方程式（３）においては、濾波係数Ｐ、Ｑおよ
びＲはそれぞれ現入力および２つの前出力であり得るで
あろう。他方、方程式（４）においては、濾波係数Ｐお
よびＱはそれぞれ現入力Ｘ（ｋ）および前入力×（ｋ−
１）の関数であり得る。しかしながら、方程式（２）の
フィルタと比較するとき、方程式（３）のフィルタは追
加のメモリを必要とし、また方程式（４）のフィルタの
有効性はより低い。それ故、方程式（２）のフィルタが
好ましいが、その理由は、このフィルタの場合、必要な
ハードウェアが比較的少なくてすみ、そして優れた結果
が得られるからである。

フィルタの第１の実施例において、係数ＰおよびＱは入
力画素信号Ｘ（ｋ）のみの関数である。特に、Ｐ＝八（
Ｘ（ｋ））　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　
　　　　　　＋５）Ｑ　＝　１−　Ａ　　　　　　　　
　　　　　　　（６１０＜　Ａ　（＝　１　　　　　　
　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　
　＋７１方程式（２）および（５＋　−（７１は、画素
信号Ｘ（ｋ）のマグニチュドに適応する低域再帰フィル
タを表す。関数へ（Ｘ（ｋ））は画素信号Ｘ（ｋ）のマ
グニチュドの単調に増大する関数が好ましい。かくして
、入力Ｘ（ｋ）が低いマグニチュドであると、Ｐは比較
的小さく、Ｑは比教的大きく、そして比較的高度の時間
コンパウンディングか画素信号に適用される。他方、画
素信号が比較的高いマグニチュドを有する場合、Ｐは比
較的大きく、Ｑは比較的小さくなる。そして比較的小さ
い時間コンパウンディングが画素信号に適用される。か
くして、周波数変域にては、方程式（５１−＋７１のフ
ィルタは、画素信号のマグニチュドが増すにつれて増大
する遮断周波数を有する低域フィルタである。それ故、
フレーム平均化度は、画像信号のマグニチュドが増大す
るにつれて低減する。ここに、“単調なパと云う語は゛
ほぼ単調な”と理解されるべきで、即ち、Ｘ（ｋ）の単
調に増大する関数は、×（ｋ）の増大するにつれて、関
数が減少する比較的小さなセクションが存在する・かど
うかに関わらず、Ｘ（ｋ）が増すにつれて全体の増大傾
向を示すものである。

濾波係数へと画像信号マグニチュドＸ（ｋ）との関係は
臨床上の適用に応じて変化され得る。第２図は、それぞ
れ適用時の異なる利点を示す３つの適応濾波カー１３０
．３１．３２および２つの非適応カーブ３６．３８を示
すグラフである。カーブ３６では、濾波係数へが総ての
Ｘ（ｋ）値の場合の１つに設定されている。方程式（２
）および＋５ｌ−（７）から、流源された値Ｙ（ｋ）が
Ｘ（ｋ）に等しいことが明白であり、かくして濾波は実
行されない。カーブ３０においては、；１．ｉ波係数Ａ
（Ｘ（ｋ））はＸ（ｋ）が増すにつれて漸次増大し、か
つ最大画像信号マグニチュドＸＨＡＸ付近でのＸ（ｋ）
の値に対して“１”の値に達する。これは、マグニチュ
ドＸ（ｋ）とともに減少する時間コンパウンディングを
生成し、そして高いマグニチュド範囲における信号は全
窓時間コンパウンディングを受けていない。両カーブ３
０および３１の濾波特性は、通常、カーブ３１の垂直軸
との交点がカーブ３０のそれよりも低く、そして低いマ
グニチュド領域におけるカー１３１の＃斜がカーブ３０
のそれより急であることを除いては、同様である。これ
等特性は、時間コンパウンディングが低いマグニチュド
データに、−層多く適用されることを意味する。かくし
て、カーブ３０よりはカーブ３１を用いることによって
、スペックルの一層の低減が達成されるが、しかし時間
解像度の一層の妥協（低下）が抱合せになる。カーブ３
２は、さらに−層の時間コンパウンディングが、カーブ
３０または３１と比軸して低いマクニチュドおよび高い
マグニチュドの両データに適用された場合を示す。濾波
カーブ３８は画素信号マグニチュドとは無関係であり、
そして従来の時間コンパウンディングを表している。先
に述べたように、カーブ３０．３１．３２の形状をもつ
カーブを用いることの利点は、低いマグニチュドをゆっ
くりと動く拡散散乱体、および高いマグニチュドを急速
に動く鏡様反射体の両方について最適化されると云うこ
とである。

いかなるデジタルフィルタの場合と同様に、方程式（２
）および（５１−＋７１はメモリ、乗算器および加算器
を適当に組み合せる°ことによって実現され得る。

このフィルタの第１の好ましい構成を第３図に図解した
。この構成では、メモリ５０、ルックアップ（参照）表
（１ｏｏｋｕｐ　ｔａｂｌｅ）　５２．５４、乗算器５
６゜５８および加算器６０を備える。ルックアツプ表５
２は、第２図におけるカーブ３０．３１．３２によって
示されるような関係に従って母線６６上のパラメータへ
の対応値を与える。好ましくは、３０．３１．３２とし
て示される形の複数個のカーブは各ルックアツプ表に蓄
えられ、そして用いられるべき特定カーブは母線６４上
に与えられる信号（ルックアツプ表選定信号［旧５ＥＬ
ＥＣＴ　５ＩＧＮ＾［）によって指示される。

乗算器５８はここで得られる積＾・Ｘ（ｋ）を母線６８
上に出力するもので、この母線は加算器６０への入力の
１つを形成する。Ｘ（ｋ）値は母線６２上に与えられた
と同時に、Ｘ（ｋ）値の画素アドレスが母線７０を経て
メモリ７０に与えられる。

−ａに、画素アドレスは、システムによって生成される
画像における対応する画素の水平位置および垂直位置を
示す一対の指数（１ｎｄｉｃｅｓ　）を含む。画素アド
レスに応じて、メモリ５０はアドレスを与えられた画素
Ｙ（ｋ−１）に対する以前の出力を母線７２上に与える
。乗算器５６は、母線７４を経てルックアツプ表５４に
よって与えられる係数１−ＡをＹ（ｋ−１）倍して、信
号Ｙ（ｋ−１）・（１−へ）を母線７６上に出力する。

母線７６上の信号は加算器６０へのもう１つの入力を形
成し、そしてこの加算器は、これ等１８号を合算して、
母線７８上で濾波信号Ｙ（ｋ）を発生ずる。

母線７８上の信号はまたメモリ５０に帰還し−て、以前
にＹ（ｋ−１）値によって占められていたメモリ位置に
記憶され、従って、メモリ５０では各画素信号について
単一位置しか要求されない、この構成においては、以下
に述べる諸構成において勿論であるが、フィルタはメモ
リ５０の内容（ｃｏｎｔｅｎｔｓ　）をＯに設定するこ
とによって簡単に初期化され得る。

乗算および加算処理は、第４図および第５図に示すよう
にルックアツプ表を用いても実行され得る。第４図に示
される構成では、ルックアツプ表８０および８２は各濾
波カーブに対するそれぞれの可能な積Ａ−Ａ（ｋ）およ
び（１−ｋ）＊Ｙ（ｋ−１）の総てを記憶するのに用い
られる。入力画素信号Ｘ（ｋ）はルックアツプ表８０お
よび８２を母線８８を経てアドレス指定するのに用いら
れ、他方、前フレームＹ（ｋ−１）に対する濾波データ
はルックアツプ表８２を母線９ｏを経てアドレス指定す
るのに用いられる。ルックアツプ表８０および８２の両
出カは加算器８６にて合算されて、濾波データＹ（ｋ）
を母線９２上に出力する。Ｙ（ｋ）は次のフレームを処
理するなめにメモリ８４に帰還して書き込まれる。第３
図の実施例の場合と同様に、特定の濾波カーブが母線９
４上のルックアツプ表選定信号によって選定されるとと
もに、処理される特定の画素信号が母線９６上の画素ア
ドレス信号によって指定される。

第５図の構成には単一のルックアツプ表１ｏｏおよびメ
モリ１０２が備えられる。ルックアツプ表１゜Ｏには濾
波カーブ、入力値および出力値の総ての組み合わせにつ
いての方程式（２）の結果が記憶されている。母線１０
４上のルックアツプ表選定信号、母線１０６上のに番目
フレームの未濾波画素ｆｉｆｉＸ（ｋ）、および母線１
０８上の濾波値Ｙ（ｋ−１）とが、ルックアップ＠１０
０をアドレス指定するのに用いられ、がくして、濾波出
力データＹ（ｋ）が母線１１０上に出力される。Ｙ（ｋ
）は次のフレーム処理のためにメモリ１００にも記憶さ
れる。

第３図、第４図および第５図に示すルックアツプ表は、
いかなる適当なメモリ装置、例えば、ＰＲＯＭまたはＲ
Ａ、　Ｍをも備え得る。ＲＡＭをベースとする構築は、
各適用に対するフィルタ特性の急速かつ便利な最適化を
可能にする。ＲＡＭを用いて実現される場合、ユーザは
、画像映ηのために、時間解像が最適化されるように、
フィルタ特性がルックアップ表ヘロードされるように指
定し得る。第６図は、フィルタ特性がハードウェアにて
も実現され得ることを図解したもので、従って、ユーザ
は、時間解像と、コントラスト解像との間の最も適当な
妥協が得られるように、フィルタ特性をリアルタイムに
調節し得る。第６図に図解した構成は適応時間フィルタ
１６、制御回路１２０、およびカーブ作成器１２２を備
える。適応時間フィルタは第３図に図解したと同様に構
成されているので、対応する素子には同じ数字符号が付
されている。制御回路１２０は画像信号を母線７０に、
ルックアツプ表選定信号を母線６４に、さらにタイミン
グ信号を加算器および乗算器へ出力すべく働く。カーブ
作成器１２２は、適応時間コンパウンディングに必要な
フィルタ特性（例えば、第２図に示されるカーブ３０．
３１．３２）を得るのに用いられる。カーブ作成器１２
２は、従来の超音波画像装置のフロントエンドにおいて
用いられる時間／利得補１賞回路と同様に実現され得る
。ユーザは、運転時に、カーブ作成器を調節して、特殊
な適用における時間解像とコントラスト解像との間の最
良の妥協を得るための一組のフィルタ特性が得られる。

各カーブは母線１２４を経てルックアツプ表５２および
５４ヘロードされ、同時に、適当な制御信号およびアド
レス信号とが母線６４または１２４を経てそれぞれのル
ックアツプ表に送られる。

方程式ｆ５１−　＋７１によって示されるように、第１
実維例における濾波係数ＰおよびＱはそれぞれ１より小
さい。それ故、濾波されたデータを処理すべく働くメモ
リ、ルックアツプ表、乗算器および加算器のビット深さ
は、濾波されていないデータのみを処理する素子のビッ
ト深さと比べて、ン江波された信号の情報を保持するた
めに、次式に従って増大１７なければならない。

Ａ（Ｘ（ｋ））−［，２ネ＊ＢＯ］〉＝２＊オＢ　ｉ　
　　　　　　　　　　　　　　ｆ８）ことに、Ｂｉは入
力値Ｘ（ｋ）のために用いられる精度であり、ＢＯは濾
波された出力値Ｙ（ｋ）についてのビット精度であって
、Ｂｏは一般にＢｉに等しいか、大きい。かくして、未
濾波データはまず濾波処理前ｔｒ；２＊＊ＢＯ／２＊＊
Ｂ　ｉの数によってスケール変更されなければならない
。スケール係数（５ｃａｌｅ　ｆａｃｔｏｒ　）は通常
濾波係数が記憶されるルックアツプ表に吸収され得る。

方程式（２）および＋５１−（力によって上述された実
施例においては、濾波係数は濾波された画素信号のマグ
ニチュドとともに変化する。しかしながら、高強度の画
素信号がフレーム毎に変化する場合、例えば、心臓学に
おける心弁の画像形成中、ｋ−１番目フレームＹ（ｋ−
１）に対するメモリに記憶される濾波画像信号は残像を
表示するもので、これは、入力画像信号Ｘ（ｋ）が小さ
ければ、ｋ番目汚染することになる。以下に述べる第２
実施例はこの欠点を除いたもので、本発明の高い効果と
融通性とを実証するものである。第２実施例では、第２
の関数Ｂ（Ｙ（ｋ−１））はに−１番目フレームにおけ
る濾波データの量を、ｋ番目フレームにおける画像デー
タとともに加算されるべくモジュレートするのに用いら
れ、従って、前フレームにおける高マグニチュドの濾波
値による低マグニチュド画素値の汚染を避けることがで
きる。特に、この第２実施例に対する濾波係数は次式で
表示される二 Ｑ（Ｘ（ｋ）、Ｙ（ｋ−１））＝Ｂ（Ｙ（ｋ−１））−
（１−Ａ（Ｘ（ｋ）））　　ｆ９ＪＰ・１−　Ｑ　　　
　　　　　　　　　　　　　　　（ＩＩ］ｌパラメータ
＾は方程式（７）にて示されるように、バウンドしてお
り、第２図のカーブ３０．３１．３２によって示される
ものと同様にＸ（ｋ）とともに変化し得る。パラメータ
＾および１−八を示すこの型の典型的なカーブは第７Ａ
図に描かれており、他方、第７Ｂ図はＢ（Ｙ（ｋ−１）
）に対し適当なカーブを描いている。ｖ（ｋ−ｉ）の値
が小さい場合、Ｂの値は“１”であり、方程式（９）お
よび（１０）のフィルタは方程式（５）および（６）の
それに低減する。しかしながら、濾波値Ｙ（ｋ−１）の
マグニチ二ドが増大するにつれて、Ｂの値が急速に″０
”に低下する点に達し、これにより、必須的にＱの値が
低下し、かつＰの値が増大する。この処理により、高い
残りマグニチュドＹ（ｋ−１）によるに番目フレームに
ついての濾波処理に対する汚染（これは画素信号が急速
に低下する時、心弁の様な輝きながら急速に動く構造体
が画ｆ象信号によって表示されるサンプル量の外に動く
場合に起る）が防止される。

第７Ａ図および第７Ｂ図並びに方程式（９）および（１
０）の実施例は、第８図に図解するように、加算器およ
び乗算器を用いて構成され得る。この構成では、パラメ
ータＰおよびＱに対するそれぞれのルックアツプ表１４
０および１４２、メモリ１４４、乗算器１４６および１
４８、さらに加算器１５０を具備する。

この構成は、第３図に示すものと同様であって、画素信
号Ｘ（ｋ）は緑線１５２を経てルツクア・７１表１４０
および１４２、さらに乗算器１４６に送られ、そしてル
ックアツプ表選定信号が母線１５４を経て供給される。

濾波値Ｙ（ｋ−ｉ）は、母線１５６上のメモリ１４４に
よって母線１５８上の画素アドレス信号に応じて発生さ
れて、両ルックアップ表に送られる。この結果、Ｐおよ
びＯは、それぞれμ線１６０および１６２上に発生され
、これにより方程式（９）および（１０）に従って出力
信号を母線１６４上に発生する。方程式（９）および（
１０）の実施例は、また通常第４図の場合と同様に実現
され得る。即ち、ル・ンクア・ツブ表の１つはＨｐ−Ｘ
（ｋ）ヲ、他ハ８　ｏ、　Ｙ（ｋ−１）ヲソｈＡ’れ記
憶する。

本発明の第３実施例においては、時間解像度の低下を出
来るだけ小さくしながら、スペックル雑音を低減するた
めの手段が備えられている。この実施例の場合、濾波係
数は次の通りである：Ｐ（Ｘ（ｋ）、Ｙ（ｋ−１））＝
＾（Ｚ）　　　　　　　　　ｆ＋＋１Ｑ（Ｘ（ｋ）、Ｙ
（ｋ−１））＝１−＾（２）　　　　　　　　　　　　
ｆ１２＋２＝ＡＢＳ（Ｘ（ｋ）−Ｙ（ｋ−１））　　　
　　　　　　　　　　＋１３１濾波係数ＰおよびＱはＺ
の関数として定義され、Ｚはに番目フレームについての
画素値Ｘ（ｋ）と、に−１番目フレームにおりる濾波値
Ｙ（ｋ−１）との間の差の絶対値である。開数へ（７）
の適当なグラフが第９図に描かれている。フレームｋに
対する画素値×（）り）と、前フレームに対する北波値
Ｙ（ｋ−１）との間の差が小さい場合、Ａ（２）は比較
的小さく、係数Ｐの値も比較的小さく、他方、係数０の
値は比較的大きい。かくして、方程式（２）に示される
ように、比較的多い量の時間コンパウンディングが実行
される。かくして、スペックル雑音に原因する画素信号
についての比較的低い振幅のゆらぎは、時間コンパウン
ディングを受けることになる。しかし、比較的輝いた構
造体が画素信号に相当するサンプル量を通して急速に動
きつつある時、画素信号は比較的大きい振幅変化を受け
て、その結果として、Ｚ値が大きくなる。第９図のグラ
フのように、係数Ｐは”１”に近くなり、係数Ｑは“′
０”に近い。

さらに、時間コンパウンディングはほとんど実行されな
い。周波数変域内では、方程式ｆｌ＋ｌ　−ｆ１３）お
よび第９図によって定義されるフィルタは、遮断周波数
が、画素信号の変化率の増すにつれて増大する低域フィ
ルタである。かくして、フレーム平均化度は、画素信号
の変化率の増すにつれて増大する。

第１０図は、方程式ｆｌｌｌ　−ｆ１３１の実施例の構
成を示すもので、ルックアップ表１９０．１９２．１９
６、乗算器１９８．２００　、および加算器２０２を具
備する。画素信号Ｘ（ｋ）はルックアツプ表１９０およ
び乗算器２００に送られる。ルックアツプ表１９０はま
たメモリ１９６から信号Ｙ（ｋ−１）を母線２０６を経
て受は取り、そして反応として、母線２０８上に対応す
る値ｌを表示する信号を発生する。母線２０８上の７の
値は、母線２１０上のルックアツプ表選定信号と共に、
ルックアツプ表１９２および１９４へ入力される。ルッ
クアツプ表１９２および１９４が反応して、母８２１２
および２１４上にそれぞれＡおよび１−八を表示する信
号を発生する。乗算器１９８，２００および加算器２０
２も反応し、母線２１６上に出力信号Ｙ（ｋ）を発生す
る。

Ｙ（ｋ）は上述の諸実施例と同様にメモリ１９６に書き
込まれる。また、上述の諸実施例と同様に、なお−層の
一般的構築（第５図および第８図に図解された）か用い
られ得ると共に、さらにフィルタ特性のオペレータによ
る調節も含まれ得る。

適応時間フィルタの第４実施例は第１１Ａ図乃至第１１
Ｃ図および第１２図のグラフに描かれている。

この実施例では、（映像されるべき）対象の運動か強調
されるように、かつまた映像の動きつつある縁辺が強調
されるように濾波係数を指定するための手段を与える。

この実施例の場合、濾波係数は次の通りである： ＰｆＸ（ｋ）、Ｙ（ｋ−１））＝Ｃ（２）＊Ａ（Ｚ）　
　　　　　　ｆ）ＩＱ（Ｘ（ｋ）、Ｙ（ｋ−１））＝［
１（２）＊（１−Ａ（２））　　　　　ｔ＋５１ここに
７は方程式（１３）によって与えられるものである。Ｃ
（Ｚ）およびＤ（Ｚ）はに番目フレームについての画素
データおよび濾波処理において加算されるべきに一１番
目フレームにおりる濾波データの址を制御するのに用い
られる非線型利得として役立つ。

第１１Ａ図乃至第１１Ｃ図に描かれるように、濾波処理
の利得関数は、次のように、即ち、Ｚが与えられた値Δ
より大きい時、利得Ｃが“１”より大きい値に設定され
、そしてＤが非常に小さい値に設定されるようにプログ
ラムを作成し得る。この構成の結果として、動く構造体
の像が強調される。

方程式！）’１１および（１５）によって特定されるフ
ィルタの構成が第１２図に図解したもので、ルックアッ
プ表２２０，２２２，２２４、メモリ２２６、乗算器２
２８，２３０、および加算器２３２を具備する。第１０
図の実施例と同様に、ルックアツプ表２２０はＺ値を決
定し、そしてこの値を母線２３４を経てルックアツプ表
２２２および２２４へ与える。これ等ルックアツプ表は
また、母線２３６を経てルックアツプ表選定信号を受は
取る。ルックアツプ表２２２は母線２４０上にＣ（２）
＊＾（７）値を発生し、ルックアツプ表２２４は母線２
４２上ニＤ（２）＊（１−Ａ（２））　値ヲ発生ｔル。

コｃｙ＞　ｔＭ　果、乗算器および加算器は母線２４４
上に信号Ｙ（ｋ）を発生し、この信号は、やはりメモリ
２２６に帰還する。

重要なことは、上述した４つの実施例が総当り（０Ｘｈ
ａＵＳｔｉＶｅ）でも□なければ、互いに排他的でもな
いことに留意すべきである。例えば、第１０図に図解し
た実施例に関して、ルックアツプ表１９０は、出力Ｚを
発生し得るが、このＺはＸ（ｋ）およびＹ（ｋ−１）の
いかなる所要関数でもあり得るが、第３および第４実施
例にて特定されたようなそれ等差の絶対値ではまさに無
い。この改変実施例として、ｌかＸ（ｋ）とＸ（ｋ−ｊ
、）間の差の絶対値であると定義されるフィルタがある
。上述した４つの実施例からの特徴を組み合せたものの
他には、Ｚｒｉが闇値より小さい場合に、方程式用）−
田）および第９図および第１０図のフィルタが用いられ
ているフィルタであり、それに対し、ｌが闇値より高い
場合、濾波係数が、方程式＋９１　、　ｆｌｏｌおよび
第７Ａ図、第７Ｂ図および第８図においてと同様に独立
した関数Ｘ（ｋ）および’／（ｋ−１）として計算され
るフィルタである。さらに、改変として、濾波係数をＸ
（ｋ）、　Ｙ（ｋ−１）等の関数として決定するために
、解析関数が用いられ、およびフィルタが、ルックアツ
プ表から係数を決定する代りに、濾波係数を計算するプ
ロセッサを具備する。

以上、本発明を好ましい実施例について具体的に説明し
たが、本発明は２．これ等実施例に限定されるものでは
なく、改変可能であり、特許請求の範囲によって限定さ
れるべきことは当業者にとって明らかであろう。

【図面の簡単な説明】

第１図は、本発明による適応時間フィルタを備える超音
波画像装置のブロック図、第２図は、フィルタの第１実
施例における濾波係数の画素信号マグニチュドとの関係
を示すグラフ、第３図は、第１実施例の第１構成を図解
したブロック図、第４１１ｇは、第１実施例の第２構成
を図解したブロック図、第５図は、第１実施例の第３栢
成を図解したブロック図、第６図は、第１実施例の第４
構成を図解したブロック図、第７Ａ図および第７Ｂ図は
、フィルタの第２実施例の濾波係数の変化を示すグラフ
、第８図は、第２実施例の第５構成を図解したブロック
図、第９図は、フィルタの第３実施例の濾波係数の変化
を示すグラフ、第１０図は、第３実施例の一栢成を図解
したブロック図、第１１Ａ図、第１１Ｂ図および第１１
Ｃ図は、フィルタの第４実施例の濾波係数の変化を示す
グラフ、第１２図は、第４実施例の一構成を図解したブ
ロック図である。 １２・・・フロントエンド　１４・・・検波器　１６・
・・適応時間フィルタ　１８・・・スキャンコンバータ
　２０・・・ビデオデイスプレィ、　５０，８４，１０
２，１４４，１９６，２２６・・・メモ１）　　　　　
５２，５４，８０，８２，１００，１４０，１４２，１
９０，１９２，１９４，２２０゜２２２．２２４・・・
ルックアツプ表　１２０・・・制御回路１２２・・・カ
ーブ作成器 １、ν許出願人 アドバンスト　テクノロジー ラボラトリーズ　インコーホレイテッドｆ凶’ｙ−１・ 折 Ｘζ〆−２）（ＮＡＸ れ１１５μ２・ Ｎ 一 ト 蘂 雀玉 ６クク、７Ａ、　　　　　　４×θ２７８゜６恰７Ｂ・ ん嶋【μ９・ ６に’ｙ−ｆｉ久

Claims (28)

【特許請求の範囲】
1. （１）複数個の画素信号を発生するための手段を備え、
   各画素信号が画素値Ｘ（ｋ）の時間列を含み、各画素値
   が、特定のサンプル量にての被験者から受信するエコー
   のマグニチュドの関数である、被験者の二次元画像を生
   成するための医療用超音波画像装置において、 濾波値Ｙ（ｋ）の時間列を含む濾波信号を発生すべき各
   画素信号を濾波するための適応時間フィルタ手段を備え
   、この手段が、各画素信号毎に、上記フィルタ手段の特
   性が画素信号のマグニチュドの変化につれて変化するよ
   うに構成されたことを特徴とする医療用超音波画像装置
   。
2. （２）前記フィルタ手段が各画素信号に対する低域フィ
   ルタ特性を有することを特徴とする請求項第（１）項に
   記載の装置。
3. （３）前記低域フィルタ特性が画素信号のマグニチュド
   が増すにつれて増大する遮断周波数を有し、これによっ
   て、各画素信号について、フィルタ手段によって生成さ
   れる平均化度が画素信号のマグニチュドが増すにつれて
   増大することを特徴とする請求項第（２）項に記載の装
   置。
4. （４）遮断周波数が濾波信号のマグニチュドが増すにつ
   れて増大することを特徴とする請求項第（３）項に記載
   の装置。
5. （５）上記低域フィルタ特性が画素信号のマグニチュド
   の変化率が増すにつれて増大する遮断周波数を有し、こ
   れによつて、各画素信号について、フィルタ手段によっ
   て生成される平均化度が、画素信号マグニチュドの変化
   率が増すにつれて低減することを特徴とする請求項第（
   ２）項に記載の装置。
6. （６）遮断周波数が、Ｘ（ｋ）とＹ（ｋ−１）との間の
   差の絶対値が増すにつれて増大することを特徴とする請
   求項第（５）項に記載の装置。
7. （７）各濾波値Ｙ（ｋ）が、画素値Ｘ（ｋ）と１以上の
   前画素値または濾波値との重み付け合計を計算すること
   によって決定されるが、各値が係数によって重み付けら
   れ、少なくとも１つの係数が１以上の画素値または濾波
   値の関数であることを特徴とする請求項第（１）項に記
   載の装置。
8. （８）各係数が画素値Ｘ（ｋ）の関数であることを特徴
   とする請求項第（７）項に記載の装置。
9. （９）少なくとも１つの係数がＸ（ｋ）とＹ（ｋ−１）
   との間の差の絶対値の関数であることを特徴とする請求
   項第（７）項に記載の装置。
10. （１０）上記重み付け合計が、ＰおよびＱが係数として
    Ｐ・Ｘ（ｋ）およびＱ・Ｙ（ｋ−１）の両項を含むこと
    を特徴とする請求項第（７）項に記載の装置。
11. （１１）係数ＰおよびＱの各々がＸ（ｋ）の関数である
    ことを特徴とする請求項第（１０）項に記載の装置。
12. （１２）前記重み付け合計が追加の項を含まず、係数Ｐ
    がＸ（ｋ）の単調に増大する関数であり、そして総ての
    Ｘ（ｋ）に対して“０”より大きくかつ“１”以下であ
    り、さらに係数Ｑが１−Ｐに等しいことを特徴とする請
    求項第（１１）項に記載の装置。
13. （１３）前記重み付け合計が追加の項を含まず、係数Ｑ
    がＢ（１−Ａ）に等しく、ＢがＹ（ｋ−１）の単調に低
    減する関数であり、ＡがＸ（ｋ）のみの関数であり、そ
    して係数Ｐが１−Ｑに等しいことを特徴とする請求項第
    （１１）項に記載の装置。
14. （１４）関数ＡがＸ（ｋ）の単調に増大する関数である
    ことを特徴とする請求項第（１３）項に記載の装置。
15. （１５）係数ＰおよびＱの各々がＺの関数であり、Ｚが
    Ｘ（ｋ）とＹ（ｋ−１）との間の差の絶対値の関数とし
    て定義されることを特徴とする請求項第（１０）項に記
    載の装置。
16. （１６）前記重み付け合計が追加の項を含まず、係数Ｐ
    がＺの単調に増大する関数であり、そして総てのＺに対
    して“０”より大きくかつ“１”以下であり、さらに係
    数Ｑが１−Ｐに等しいことを特徴とする請求項第（１５
    ）項に記載の装置。
17. （１７）前記重み付け合計が追加の項を含まず、係数Ｐ
    が積Ｃ・Ａに等しく、ＡがＺの単調に増大する関数であ
    り、係数ＱがＤ・（１−Ａ）に等しく、そしてＣおよび
    ＤがＺの関数であることを特徴とする請求項第（１５）
    項に記載の装置。
18. （１８）関数Ｃが予め決められたレベルより低いＺ値の
    場合、ほぼ“１”に等しく、かつ上記レベルより高いＺ
    値の場合、“１”より大きく、並びに関数Ｄが、上記レ
    ベルより低いＺ値の場合、ほぼ“１”に等しく、かつ上
    記レベルより高いＺ値の場合、“１”よりかなり小さい
    ことを特徴とする請求項第（１５）項に記載の装置。
19. （１９）複数個の画素信号を発生するための手段を備え
    、各画素信号が画素値Ｘ（ｋ）の時間列を含み、各画素
    値が、特定のサンプル量にて被験者から受信するエコー
    のマグニチュドの関数である、医療用超音波画像装置に
    よって被験者の二次元画像を生成するための方法におい
    て、 濾波値Ｙ（ｋ）の時間列を含む対応する濾波信号を発生
    すべき時期に、各画素毎に、濾波特性が画素信号のマグ
    ニチュドの変化につれて変化するように、各画素信号を
    濾波することを特徴とする二次元画像生成法。
20. （２０）前記濾波段階が各画素信号に対する低域フィル
    タ特性を有することを特徴とする請求項第（１９）項に
    記載の方法。
21. （２１）前記低域濾波段階の遮断周波数が画素信号のマ
    グニチュドが増すにつれて増大し、これによって、各画
    素信号について、濾波段階によって生成される平均化度
    が画素信号のマグニチュドが増すにつれて低減すること
    を特徴とする請求項第（２０）項に記載の方法。
22. （２２）低域濾波段階の遮断周波数が、画素信号のマグ
    ニチュドの変化率が増すにつれて増大し、これによって
    、各画素信号について、前記濾波段階によって生成され
    る平均化度が画素信号マグニチュドの変化率が増すにつ
    れて低減することを特徴とする請求項第（２１）項に記
    載の方法。
23. （２３）前記濾波段階が、各濾波値Ｙ（ｋ）を、画素値
    Ｘ（ｋ）と１つ以上の前画素値または濾波値との重み付
    け合計を計算することによつて決定し、各値が係数によ
    って重み付けられ、少なくとも１つの係数が１以上の画
    素値または濾波値Ｘ（ｋ）の関数であるように、構成さ
    れたことを特徴とする請求項第（２０）項に記載の方法
    。
24. （２４）前記重み付け合計が、ＰおよびＱが係数として
    Ｐ・Ｘ（ｋ）およびＱ・Ｙ（ｋ−１）の両項を含むこと
    を特徴とする請求項第（２３）項に記載の方法。
25. （２５）前記重み付け合計が追加の項を含まず、係数Ｐ
    がＸ（ｋ）の単調に増大する関数であり、そして総ての
    Ｘ（ｋ）に対して“０”より大きくかつ“１”以下であ
    り、さらに係数Ｑが１−Ｐ等しいことを特徴とする請求
    項第（２４）項に記載の方法。
26. （２６）前記重み付け合計が追加の項を含まず、係数Ｑ
    がＢ（１−Ａ）に等しく、ＢがＹ（ｋ−１）の単調に低
    減する関数であり、ＡがＸ（ｋ）のみの関数であり、そ
    して係数Ｐが１−Ｑに等しいことを特徴とする請求項第
    （２４）項に記載の方法。
27. （２７）前記重み付け合計が追加の項を含まず、各係数
    がＺの関数であり、Ｘ（ｋ）とＹ（ｋ−１）との間の差
    の絶対値の関数として定義され、係数ＰがＺの単調に増
    大する関数であり、そして総てのＺについて“０”より
    大きくかつ“１”以下であり、さらに係数Ｑが１−Ｐに
    等しいことを特徴とする請求項第（２４）項に記載の方
    法。
28. （２８）前記重み付け合計が追加の項を含まず、係数Ｐ
    が積Ｃ・Ａに等しく、ＡがＺの単調に増大する関数であ
    り、ＺがＸ（ｋ）とＹ（ｋ−１）との間の差の絶対値と
    して定義され、係数ＱがＤ・（１−Ａ）に等しく、そし
    てＣおよびＤがＺの関数であることを特徴とする請求項
    第（２４）項に記載の方法。