JP2002542844A - 多重焦点ゾーンを使用した調波イメージング方法及び装置 - Google Patents
多重焦点ゾーンを使用した調波イメージング方法及び装置Info
- Publication number
- JP2002542844A JP2002542844A JP2000614059A JP2000614059A JP2002542844A JP 2002542844 A JP2002542844 A JP 2002542844A JP 2000614059 A JP2000614059 A JP 2000614059A JP 2000614059 A JP2000614059 A JP 2000614059A JP 2002542844 A JP2002542844 A JP 2002542844A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- received
- transmit
- filter
- vector
- harmonic
- Prior art date
- Legal status (The legal status 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 status listed.)
- Granted
Links
Classifications
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01S—RADIO DIRECTION-FINDING; RADIO NAVIGATION; DETERMINING DISTANCE OR VELOCITY BY USE OF RADIO WAVES; LOCATING OR PRESENCE-DETECTING BY USE OF THE REFLECTION OR RERADIATION OF RADIO WAVES; ANALOGOUS ARRANGEMENTS USING OTHER WAVES
- G01S7/00—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00
- G01S7/52—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00 of systems according to group G01S15/00
- G01S7/52017—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00 of systems according to group G01S15/00 particularly adapted to short-range imaging
- G01S7/52023—Details of receivers
- G01S7/52036—Details of receivers using analysis of echo signal for target characterisation
- G01S7/52038—Details of receivers using analysis of echo signal for target characterisation involving non-linear properties of the propagation medium or of the reflective target
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
- A61B8/06—Measuring blood flow
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
- A61B8/13—Tomography
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
- A61B8/48—Diagnostic techniques
- A61B8/481—Diagnostic techniques involving the use of contrast agents, e.g. microbubbles introduced into the bloodstream
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01P—MEASURING LINEAR OR ANGULAR SPEED, ACCELERATION, DECELERATION, OR SHOCK; INDICATING PRESENCE, ABSENCE, OR DIRECTION, OF MOVEMENT
- G01P5/00—Measuring speed of fluids, e.g. of air stream; Measuring speed of bodies relative to fluids, e.g. of ship, of aircraft
- G01P5/001—Full-field flow measurement, e.g. determining flow velocity and direction in a whole region at the same time, flow visualisation
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01P—MEASURING LINEAR OR ANGULAR SPEED, ACCELERATION, DECELERATION, OR SHOCK; INDICATING PRESENCE, ABSENCE, OR DIRECTION, OF MOVEMENT
- G01P5/00—Measuring speed of fluids, e.g. of air stream; Measuring speed of bodies relative to fluids, e.g. of ship, of aircraft
- G01P5/24—Measuring speed of fluids, e.g. of air stream; Measuring speed of bodies relative to fluids, e.g. of ship, of aircraft by measuring the direct influence of the streaming fluid on the properties of a detecting acoustical wave
- G01P5/241—Measuring speed of fluids, e.g. of air stream; Measuring speed of bodies relative to fluids, e.g. of ship, of aircraft by measuring the direct influence of the streaming fluid on the properties of a detecting acoustical wave by using reflection of acoustical waves, i.e. Doppler-effect
- G01P5/244—Measuring speed of fluids, e.g. of air stream; Measuring speed of bodies relative to fluids, e.g. of ship, of aircraft by measuring the direct influence of the streaming fluid on the properties of a detecting acoustical wave by using reflection of acoustical waves, i.e. Doppler-effect involving pulsed waves
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01S—RADIO DIRECTION-FINDING; RADIO NAVIGATION; DETERMINING DISTANCE OR VELOCITY BY USE OF RADIO WAVES; LOCATING OR PRESENCE-DETECTING BY USE OF THE REFLECTION OR RERADIATION OF RADIO WAVES; ANALOGOUS ARRANGEMENTS USING OTHER WAVES
- G01S7/00—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00
- G01S7/52—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00 of systems according to group G01S15/00
- G01S7/52017—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00 of systems according to group G01S15/00 particularly adapted to short-range imaging
- G01S7/52023—Details of receivers
- G01S7/52036—Details of receivers using analysis of echo signal for target characterisation
- G01S7/52038—Details of receivers using analysis of echo signal for target characterisation involving non-linear properties of the propagation medium or of the reflective target
- G01S7/52039—Details of receivers using analysis of echo signal for target characterisation involving non-linear properties of the propagation medium or of the reflective target exploiting the non-linear response of a contrast enhancer, e.g. a contrast agent
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01S—RADIO DIRECTION-FINDING; RADIO NAVIGATION; DETERMINING DISTANCE OR VELOCITY BY USE OF RADIO WAVES; LOCATING OR PRESENCE-DETECTING BY USE OF THE REFLECTION OR RERADIATION OF RADIO WAVES; ANALOGOUS ARRANGEMENTS USING OTHER WAVES
- G01S15/00—Systems using the reflection or reradiation of acoustic waves, e.g. sonar systems
- G01S15/88—Sonar systems specially adapted for specific applications
- G01S15/89—Sonar systems specially adapted for specific applications for mapping or imaging
- G01S15/8906—Short-range imaging systems; Acoustic microscope systems using pulse-echo techniques
- G01S15/8959—Short-range imaging systems; Acoustic microscope systems using pulse-echo techniques using coded signals for correlation purposes
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01S—RADIO DIRECTION-FINDING; RADIO NAVIGATION; DETERMINING DISTANCE OR VELOCITY BY USE OF RADIO WAVES; LOCATING OR PRESENCE-DETECTING BY USE OF THE REFLECTION OR RERADIATION OF RADIO WAVES; ANALOGOUS ARRANGEMENTS USING OTHER WAVES
- G01S15/00—Systems using the reflection or reradiation of acoustic waves, e.g. sonar systems
- G01S15/88—Sonar systems specially adapted for specific applications
- G01S15/89—Sonar systems specially adapted for specific applications for mapping or imaging
- G01S15/8906—Short-range imaging systems; Acoustic microscope systems using pulse-echo techniques
- G01S15/8979—Combined Doppler and pulse-echo imaging systems
- G01S15/8981—Discriminating between fixed and moving objects or between objects moving at different speeds, e.g. wall clutter filter
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01S—RADIO DIRECTION-FINDING; RADIO NAVIGATION; DETERMINING DISTANCE OR VELOCITY BY USE OF RADIO WAVES; LOCATING OR PRESENCE-DETECTING BY USE OF THE REFLECTION OR RERADIATION OF RADIO WAVES; ANALOGOUS ARRANGEMENTS USING OTHER WAVES
- G01S7/00—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00
- G01S7/52—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00 of systems according to group G01S15/00
- G01S7/52017—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00 of systems according to group G01S15/00 particularly adapted to short-range imaging
- G01S7/52046—Techniques for image enhancement involving transmitter or receiver
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- General Physics & Mathematics (AREA)
- Surgery (AREA)
- Nonlinear Science (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Public Health (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- Molecular Biology (AREA)
- Medical Informatics (AREA)
- Biophysics (AREA)
- Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
- Pathology (AREA)
- Radiology & Medical Imaging (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Computer Networks & Wireless Communication (AREA)
- Hematology (AREA)
- Remote Sensing (AREA)
- Radar, Positioning & Navigation (AREA)
- Aviation & Aerospace Engineering (AREA)
- Multimedia (AREA)
- Acoustics & Sound (AREA)
- Ultra Sonic Daignosis Equipment (AREA)
- Investigating Or Analyzing Materials By The Use Of Ultrasonic Waves (AREA)
- Measurement Of Velocity Or Position Using Acoustic Or Ultrasonic Waves (AREA)
Abstract
Description
出)の一部継続出願である。
ージングに関するものである。さらに詳しくは、本発明は調波イメージング(har
monic imaging)のための方法及び装置に関するものである。
くようにして組織の2次元Bモード画像を作成する。従来のBモード画像は基本
波信号成分と調波(harmonic)信号成分との組合せから形成されており、基本波信
号成分は送信されたパルスの直接的なエコーであり、調波信号成分は組織などの
非線形媒体の中で有限振幅超音波伝搬から生じる。場合によっては、例えば肥満
した患者の場合には、基本波信号成分を抑制して調波信号成分を強調することに
よって超音波画像を改善することができる。
基づく新規なイメージング技法(A new imaging technique based on the nonlin
ear properties of tissues)」(Proc. 1997 IEEE Ultra
sonic Symp.)と題する論文において提案されている。生体組織内で
の音波ビームの伝搬は非線形であることが知られており、これにより調波が生じ
る。組織調波イメージングの一形式においては、エネルギが基本波周波数f0 で
送信され、画像は第2高調波2f0 のエネルギにより形成される。非線形により
発生する第2高調波ビームの特性としては、基本波の場合よりもビームが狭くか
つサイドローブが低くなること、累積処理におけるビーム形成すなわち第2高調
波が伝搬中に基本波からエネルギを連続的に引き出すこと、などがある。これら
の特性は、横方向(lateral) 分解能の改善、強靭な窓に起因する多重反射の低減
、並びに組織及び皮膚層内の不均質に起因するクラッタ低減に貢献している。
造影剤が開発されている。造影剤の使用法に関しては、例えば、de Jong
らによる「超音波造影剤の原理及び最新技術(Principles and Recent Developme
nts in Ultrasound Contrast Agents)」(Ultrasonics,Vol.2
9,324〜380頁(1991))において検討されている。造影剤は、典型
的には直径が1〜10マイクロメートルの範囲にあるマイクロバブル(microbubb
le) であり、血流中に注入される。これらのマイクロバブルからの後方散乱信号
は血球からの後方散乱信号よりも遙かに大きいので、血流のイメージングを可能
にするマーカーとして使用される。これらの造影剤からのエコーをさらに分離す
るための1つの方法は、造影剤のエコーの高調波(又は低調波)成分を使用する
ことであり、これらの調波成分は造影剤を含んでいない周囲の組織からの調波成
分よりもずっと大きい。例として、Newhouseらの論文「第2高調波ドッ
プラー超音波血液灌流測定(Second Harmonic Doppler Ultrasound Blood Perfus
ion Measurement)」(Proc. 1992 IEEE Ultrason.
Symp.,1175〜1177頁)、及びBurnsらの論文「マイクロバブ
ル造影剤を用いる調波パワー・モード・ドップラー:小血管流れイメージング用
の改良方法(Harmonic Power Mode Doppler Using Microbubble Contrast Agents
: An Improved Method for Small Vessel Flow Imaging) 」(Proc. 19
94 IEEE Ultrason. Symp.,1547〜1550頁)を
参照されたい。
られている。第1の方法では、フェイズド・アレイのトランスジューサ素子が基
本波周波数を有する波形により付勢され、送信焦点ゾーンに焦点合わせされた超
音波ビームを発生させるように時間遅延を受ける。焦点合わせされた単一ビーム
の送信のことを「発射(firing)」と呼ぶ。検査中の身体から反射されたエコーは
、アレイ素子によって電気信号に変換され、さらに時間遅延させて基本波及び調
波信号成分の双方を有する音響データの受信ベクトルを形成させる。受信フィル
タにより基本波信号成分を除去し、調波信号成分を分離させる。次いで、この調
波信号成分を検出し、走査変換し、表示させる。
を有する第1の位相符号化波形により付勢され、また第2の送信発射中はこれと
反対の極性を有する第2の位相符号化波形により付勢される。この2つの波形は
1つの基本波周波数を有している。各発射の間でのトランスジューサ素子の付勢
は、時間遅延させて、同じ送信焦点ゾーンで焦点合わせされた超音波ビームを発
生させる。各発射により、各々が基本波及び調波信号成分の双方を有する音響デ
ータのそれぞれの受信ベクトルを生じさせる。しかしながら、これらの受信ベク
トルをベクトル加算するとその基本波信号成分は実質的に相殺され、これにより
調波信号成分が分離される。次いで、この調波信号成分を検出し、走査変換し、
表示させる。
分解能が悪いこと、(b)大きな基本波信号成分を完全にフィルタリングするこ
とは極めて困難であり、基本波信号が幾らか残留しコントラスト改善を劣化させ
ること、(c)送信信号が調波周波数を含む場合、この成分をフィルタリング除
去することは不可能であること、などがある。
法の重大な欠点は、特定の送信焦点ゾーンに対応した調波データを収集するため
に2回の発射が必要となり、これにより常にフレーム速度が半分に減少すること
である。イメージングが20〜24cmの深度まで実施される、より低周波数の
トランスジューサの場合、第2の方法では、認識できないことが多い。
信号の振幅が調波信号成分の信号の振幅と比較して極めて大きい音場である近距
離音場でのみ重大である。さらに、2回送信式調波イメージングの方法により提
供される帯域幅の改善は、近距離音場において顕著であり、より高い周波数は極
めて急速に減衰するので深度が深くなるのに伴いこの改善は低下する。これらの
知見から、2回送信式調波イメージングの第2の方法による改善は殆どが近距離
音場の領域に限定されることが示唆される。したがって、上記の2つの動作モー
ドを組み合わせて、フレーム速度の減少を最小にしながらコントラストの改善を
最大とするような調波イメージングの方法が必要である。
方法では、多重焦点ゾーンを使用し、近距離音場(比較的より深度が浅い位置)
及び遠距離音場(比較的より深度が深い位置)から受信したエコーから導き出し
た合成画像を作成する。近距離音場では、1つの送信焦点ゾーン当たり、発射の
全てが同じ位相ではない2回以上の送信発射を使用する。一方、遠距離音場では
、1つの送信焦点ゾーン当たり単一の送信発射を使用する。本明細書で使用する
場合、近距離音場及び遠距離音場という用語により任意の特定の深度(すなわち
、レンジ)を規定することを意図していない。その意図は、単に遠距離音場が近
距離音場の最大深度と比べて深度レンジがより大きいという意味である。
相をもつ2回の送信発射により検査され、遠距離音場内の各送信焦点ゾーンは単
一の送信発射により検査される。近距離音場に焦点合わせされた2回の送信発射
は反対の極性を有する、すなわち互いに位相が反対であると共に、基本波周波数
で送信される。受信の際に、これらそれぞれのベクトルは加算され、これにより
それぞれの受信信号内の基本波信号成分は実質的に相殺され、一方高調波(又は
低調波)信号成分が分離される。遠距離音場では、その単一の送信発射は基本波
周波数f0 を有する。受信の際に、受信ベクトルは、ある高調波(又は低調波)
周波数、例えば、2f0 を中心とする通過帯域を有するフィルタより帯域通過フ
ィルタリングされる。各角度での近距離音場及び遠距離音場の受信ベクトルは、
次いで互いに組み合わせられ合成ベクトルが形成される。合成画像を構成する多
数の合成ベクトルを得るために、この処理は反復される。
方において1つの送信焦点ゾーン当たり2回の異なる送信を使用する方法と比較
して、後者の方法の利点を犠牲にすることなくフレーム速度を改善することであ
る。改良型の超音波スキャナの殆どでは多重焦点ゾーンを使用して完全な画像を
形成しており、その実現は極めて簡単である。1つの送信焦点ゾーン当たり2回
の異なる送信は近距離音場で使用されているため、2回の発射に要する時間は短
く、フレーム速度が急激に低下することはない。
以上の送信発射によって検査され、遠距離音場内の各送信焦点ゾーンは、この場
合も単一の送信発射により検査される。次いで、3回の送信からのこれらそれぞ
れの受信ベクトルは、スカラー重みを有する「スロー・タイム」フィルタ(すな
わち、ウォール・フィルタ)を使用して組み合わせられ、この結果組み合わせら
れた受信ベクトル内の基本波信号成分は実質的に相殺される。こうするとフレー
ム速度にかなりの影響を及ぼすことになるが、本実施形態は優れたフラッシュ抑
制を達成する特有の能力を備えている。
起、及び受信時の選択的発射間すなわち「スロー・タイム」フィルタリングが使
用される。送信発射の組の全体にわたって変化する送信位相と「スロー・タイム
」フィルタリングとを組み合わせることにより、反射信号内の異なるモードに対
応する異なる実効「スロー・タイム」フィルタが得られる。送信位相及び「スロ
ー・タイム」フィルタ重みは、所望のモードを選択的に強調しながら他のモード
を抑制するように設計される。具体的に述べると、異なる位相(また可能性とし
て異なる振幅)をもつ一連の広帯域パルスが、複数の発射にわたって1つの送信
焦点位置に送信され、そして1組の受信されビーム形成された信号は1組の(可
能性として複素)スカラー重みと乗算され、その1組の重み付けされビーム形成
された信号は1つの画像走査線を形成するための後続の処理のために合算される
。関心領域の全体に及ぶ多数の送信焦点位置についてこの手順を繰り返すことに
よって1つの完全な画像が形成される。
パルス応答(FIR)フィルタとして具現化される。このFIRフィルタは、そ
れぞれの位相符号化送信発射の結果として生じた受信信号をフィルタリングする
ためのフィルタ係数からなるそれぞれの組を受け取る。フィルタ係数の各組は、
所定の1組のフィルタ係数の各々にそれぞれのスカラー重みを乗算することによ
って形成される。送信位相及び「スロー・タイム」スカラー重みは、造影剤調波
イメージングや組織調波イメージングなどの用途の関数としてプログラム可能で
ある。
調波信号(特に、第2高調波)を観察することである。この目標は、基本波信号
のかなりの部分を抑制すると共に、第2高調波のかなりの部分を通過させること
により達成される。
ーティファクトを表示させる傾向がある。組織又はトランスジューサの動きが速
い場合には、2回の反対極性の発射からの基本波信号成分が適正に相殺されず、
フラッシュとして出現する。しかし、3回以上の発射を適当な乗率係数により組
み合わせると、このフラッシュは効果的に抑制される。例えば、このシステムは
、ある動作モードでは、同じ周波数及び同じ振幅をもつが極性(及び位相)が異
なる3つの波形を相次いで発射する。第1の波形が正の極性であれば、第2の波
形は負の極性を有し、さらに第3の波形は正の極性を有しており、次いで、この
3つの受信ベクトルはスカラー重み[0.5,1.0,0.5]を使用して加算
される。基本波信号成分に対して得られるフィルタは、[0.5,−1.0,0
.5]となり、これにより、直流成分及び低周波数成分が極めて効果的に相殺さ
れる。同じアルゴリズムを、1つの送信焦点ゾーン当たりその発射の全てが同じ
ではない4回以上の発射を有する送信方式向けに設計することができる。フレー
ム速度が問題とならないような用途の場合には、この技法を使用してフラッシュ
を抑制することができる。さらに、この方法では、コヒーレント加算のために画
像のSNRが改善される。
ができる。このシステムは、複数の別々に駆動されるトランスジューサ素子12
で構成されたトランスジューサ・アレイ10を有する。各トランスジューサ素子
12は、送信装置14が発生させたパルス波形により付勢されたときに超音波エ
ネルギのバーストを発生させる。検査中の物体からトランスジューサ・アレイ1
0へ反射された超音波エネルギは各受信用トランスジューサ素子12によって電
気信号へ変換されて、1組の送受切換え(T/R)スイッチ18を介して受信装
置16へ別々に印加される。送信装置14及び受信装置16は、オペレータから
の命令に応答してホストコンピュータ又は主制御装置20の制御の下で動作する
。送信装置14を一時的にオンにゲート駆動して各トランスジューサ素子12を
付勢し、その後に各トランスジューサ素子12が発生させたエコー信号を受信装
置16に印加するようにして一連のエコー信号を取得することにより、完全な1
回の走査(スキャン)が実行される。あるチャンネルは、別のチャンネルが未だ
送信を行っている間に受信を開始することがある。受信装置16は各トランスジ
ューサ素子からの別々のエコー信号を組み合わせて単一のエコー信号を作成し、
この単一のエコー信号を使用して表示サブシステム22上の画像内の一走査線を
作成する。この表示サブシステム22は、典型的にはビデオ処理装置及び表示モ
ニタ(図示せず)を備えている。
向付けされ焦点合わせされたビームとして送出されるようにトランスジューサ・
アレイ10を駆動する。これを達成するためには、送信ビーム形成装置26によ
り、それぞれの時間遅延が多数のパルス発生装置24に与えられる。ホストコン
ピュータ20により音波パルスを送信する条件が決定される。この情報により、
送信ビーム形成装置26は、パルス発生装置24が発生すべき各送信パルスに対
するタイミング及び振幅を決定する。各送信パルスの振幅はアポダイゼーション
(apodization) 発生回路36により作成する。このアポダイゼーション発生回路
は、例えば、各パルス発生装置に対する電源電圧を設定する高電圧制御装置とす
ることができる。パルス発生装置24は、次いで、T/Rスイッチ18を介して
トランスジューサ・アレイ10の各トランスジューサ素子12へ送信パルスを送
る。T/Rスイッチ18はトランスジューサ・アレイに生じる恐れのある高電圧
から時間利得補償(TGC)増幅装置28を保護する。このアポダイゼーション
重みは送信出力とサイドローブ・レベルの間で最適な折り合いが達成されるよう
に選択される。送信ビーム形成装置26から重みデータを取り出してパルス発生
装置24に印加するための1組のディジタル対アナログ変換器を備えることが可
能であるような、ブロック36内で重みが作成される。送信焦点合わせ時間遅延
を従来の方式により適切に調節すること、またさらに送信アポダイゼーション重
みを調節することによって、個々のトランスジューサ素子が送信する多数の超音
波を組み合わせて、方向付けされ焦点合わせされた送信ビームを形成させること
ができる。アポダイゼーション重み及び送信焦点合わせ時間遅延は、システムの
プログラム及びオペレータ入力に基づいてホストコンピュータにより設定するこ
とができる。
物体から反射される。得られたエコー信号は各トランスジューサ素子12によっ
て別々に検出され、特定の時点におけるエコー信号の大きさのサンプル値により
特定の距離において生じる反射の量が表される。反射点と各トランスジューサ素
子12との間の伝搬経路の差により、エコー信号は同時に検出されず、またこれ
らの大きさは等しくない。受信装置16は、各受信チャンネル内のそれぞれのT
GC増幅装置28によってエコー信号を別々に増幅する。TGCは、深度の関数
としてゲインを増加又は減少させて実行される。TGC増幅装置により提供され
る増幅量は、TGC回路(図示せず)により駆動されている制御線(図示せず)
を介して制御されており、このTGC回路はホストコンピュータ及びポテンショ
メータの手動操作により設定される。増幅されたエコー信号は、次いで、受信ビ
ーム形成装置30へ供給される。
の方向を追跡する。受信ビーム形成装置30は、増幅された各エコー信号に適切
な時間遅延及び受信アポダイゼーション重みを与え、それらを加算して、1つの
超音波ビームに沿った特定のレンジ(距離)に位置する点から反射された全超音
波エネルギを正確に示す1つの加算されたエコー信号を作成する。受信焦点合わ
せ時間遅延は、専用ハードウエアを使用してリアルタイムで計算されるか、ある
いはルックアップ・テーブルから読み出される。受信チャンネルはまた、受信し
たパルスをフィルタリングするための回路を有している。受信アポダイゼーショ
ン重み及び受信焦点合わせ時間遅延は、システムのプログラム及びオペレータ入
力に基づいてホストコンピュータにより設定することができる。
に出力される。検出器32は、加算された受信信号を表示データに変換する。典
型的なグレースケール表示画像では、その表示データは、エッジ強調や対数圧縮
など何らかの追加処理を受けた信号の包絡線となっている。RFデータの場合で
は、この包絡線は低域通過フィルタを使用して検出できるが、ベースバンド・デ
ータの場合には、(I2 +Q2 )1/2 (ここで、Iはベースバンド・データの同
相の信号成分、Qはベースバンド・データの直交する信号成分である)で表され
る信号を出力する包絡線検出器を用いてその包絡線を検出できる。
示のための所望の画像に変換する。具体的に述べると、走査変換装置34は、音
響画像データを、極座標(R−θ)セクター形式またはデカルト座標線形アレイ
から適切なスケールとしたデカルト座標表示画素データに、ビデオ速度で変換す
る。走査変換されたこの音響データは、次いで表示サブシステム22上で表示す
るために出力され、表示サブシステム22は信号の包絡線の時間変化する振幅を
グレースケールで映像化する。各送信ビームに対してそれぞれの1本の走査線が
表示される。
テムの部分を示す。このシステムでは、送信開口内の各トランスジューサ素子は
、送信シーケンス・メモリ38に格納されている送信符号に従ってそれぞれの多
相(例えば、バイポーラ)パルス発生装置24’によってN回パルス駆動される
。例えば、トランスジューサ素子は、第1の送信発射の際は第1の送信符号に従
ってパルス駆動され、また第2の送信発射の際は第2の送信符号に従ってパルス
駆動される。この場合、第1及び第2の送信符号は、従来の送信パルスに対する
位相符号化(例えば、極性反転)として印加される。パルス発生装置24’はト
ランスジューサ・アレイ10のトランスジューサ素子12を駆動して、発生する
超音波エネルギが各送信発射において同じ送信焦点位置に焦点合わせされるよう
にする。これを達成するために、送信符号に従ってパルス発生装置が出力させる
それぞれのパルス波形に対して同じ送信焦点合わせ時間遅延36が与えられる。
送信焦点合わせ時間遅延を従来の方式により適切に調節することによって、超音
波ビームを多数の送信焦点位置に焦点合わせして、画像平面内の走査を行うこと
が可能となる。
装置のそれぞれの受信チャンネル40に供給される。ホストコンピュータ(図1
の参照番号20)の指令の下に、受信ビーム形成装置は送信ビームの方向を追跡
する。受信ビーム形成装置は、受信されたエコー信号に適切な受信焦点合わせ時
間遅延42を与え、これらの信号を加算して、1つの送信ビームに沿った特定の
送信焦点位置から反射された全超音波エネルギを正確に示す1つのエコー信号を
作成する。特定の送信焦点位置に焦点合わせされるN回の送信発射の各々につい
て、時間遅延された受信信号が受信加算装置44で加算される。次いで、N回の
送信発射の各々についての加算された受信信号が「スロー・タイム」フィルタ4
6に順次出力される。この「スロー・タイム」フィルタ46は、少なくとも2種
類のモードで動作するようにプログラムされている。
た遠距離音場では別の1つの調波イメージング・モードを利用する。各モードの
動作(送信位相符号化及び受信フィルタリングを含む)は、ホストコンピュータ
により制御される。近距離音場用の調波イメージング・モードでは、(1つの受
信ベクトル当たりの)送信発射の数Nは、N≧2である。前に開示したように、
これらの送信発射は位相符号化される。同時に、それぞれN組のフィルタ係数が
、ホストコンピュータの指令の下にメモリ52からFIRフィルタ48のタップ
に順に入力される。この各フィルタ係数の組の入力は、N回の送信発射のそれぞ
れの1つからの受信ベクトルの到着に連動させる。N回の送信発射により取得し
たフィルタリングされた受信ベクトルは、次いでベクトル加算装置50において
加算される。送信位相符号化及び受信フィルタ係数の組は、基本波信号成分がベ
クトル加算の中で実質的に相殺されると共に、例えば、検出器32での包絡線検
出、走査変換装置34(図1参照)での走査変換、表示サブシステム22でのビ
デオ処理などの後続の処理ために高調波(又は低調波)信号成分が残存するよう
に設計する。
の)送信発射の数Nは、N=1である。この発射により、基本波周波数f0 を中
心とする帯域幅を有する波形が送信される。フィルタ係数の対応する組がメモリ
52からFIRフィルタ48のタップに入力される。このフィルタ係数は、FI
Rフィルタにより基本波信号成分が実質的にフィルタリング除去され、高調波(
又は低調波)信号成分、例えば、周波数2f0 を中心とする帯域幅を有する第2
高調波信号成分など、を分離させるように設計される。次いで、分離させたこの
高調波(又は低調波)信号成分は他のいかなる受信ベクトルとも加算させずにベ
クトル加算装置50を通過させ、検出器32に渡す。
及び遠距離音場ベクトルは組み合わせられ、表示のための合成ベクトルが形成さ
れる。この動作は、撮影域全体を走査する多数の送信ビーム角で取得された多数
の近距離及び遠距離音場ベクトルに対して反復され、表示のため調波イメージン
グ・データからなる画像フレームが作成される。図3には、ゾーン1(すなわち
、近距離音場)に対するメモリ54と、ゾーン2(すなわち、遠距離音場)に対
するメモリ56を示しており、この両者は検出器32の出力に接続されている。
メモリ54及び56に対する読み出し動作及び書き込み動作は、ホストコンピュ
ータ20からの読み出し及び書き込みコマンド入力により制御されている。近距
離音場用の調波イメージング・モードでは、ベクトル加算装置の出力はゾーン1
のメモリ54内に格納される。また、遠距離音場用の調波イメージング・モード
では、ベクトル加算装置の出力はゾーン2のメモリ56内に格納される。表示画
像フレーム内の各走査線に対して、対応する近距離及び遠距離音場の受信ベクト
ルがメモリ54及び56のそれぞれからゾーン組み合わせ処理装置58に送られ
る。ホストコンピュータ20から提供されるゾーン組み合わせパラメータに従っ
て、ゾーン組み合わせ処理装置58は近距離及び遠距離音場の受信ベクトルを互
いに組み合わせて合成受信ベクトルを形成させる。この動作は各走査線に対して
反復させ合成画像フレームを形成させる。次いで、調波イメージング・データの
合成フレームは走査変換され、ビデオ処理され、表示される。
、受信加算装置44の出力に接続された入力をもつFIRフィルタ48と、FI
Rフィルタ48に接続された入力及び検出器32に接続された出力をもつベクト
ル加算装置50とで構成される。FIRフィルタは、各送信発射に対して、M個
のフィルタ係数からなるそれぞれの組を受け取るためのM個のフィルタ・タップ
を有する。n番目の送信発射についてのフィルタ係数は、an c1 ,an c2 ,
...,an cM である。ここで、an はn番目の送信発射に対するスカラー重
みであり、n=1,2,...,Nであり、またc1 ,c2 ,...,cM は、
FIRフィルタ48が受信信号中の所望の周波数帯域を通すように選択された1
組のフィルタ係数である。スカラー重みa1 ,a2 ,...,aN は、「スロー
・タイム」フィルタが調波モード及び散乱体速度の関数として帯域通過信号を選
択的に通過又は減衰させるようにする。フィルタ係数an c1 ,an c2 ,..
.,an cM は、ホストコンピュータによって各送信発射についてフィルタ係数
メモリ52からフィルタに入力される。例えば、1番目の送信発射について、フ
ィルタ係数a1 c1 ,a1 c2 ,...,a1 cM の組がFIRフィルタに入力
され、そして2番目の送信発射について、フィルタ係数a2 c1 ,a2 c2 ,.
..,a2 cM の組がFIRフィルタに入力される、という様に続く。フィルタ
係数は診断用途に応じてプログラム可能である。フィルタ係数の多様な組をホス
トコンピュータのメモリ内のルックアップ・テーブルに格納させておくことがで
き、またシステムのオペレータはフィルタ係数の所望の組を選択することができ
る。送信発射の数がN=2である用途では、1組又は複数組のフィルタ係数がメ
モリに格納されており、1組のフィルタ係数を1番目の送信発射の前にFIRフ
ィルタに転送し、そして別の1組のフィルタ係数を1番目の送信発射の後でかつ
2番目の送信発射の前にFIRフィルタに転送する(同じスカラー重みを2つの
送信発射に対して適用する場合には、同じフィルタ係数の組を両方の発射に使用
することができる)。同様に、送信発射の数がN>2である用途では、2組また
はそれ以上の組のフィルタ係数がメモリに格納される。N回の送信発射での相次
ぐFIRフィルタ出力がベクトル加算装置50で累算される。次いで、ベクトル
加算装置の出力は通常のBモード処理を受けてから、走査変換され表示される。
)フィルタリングを送信位相符号化と組み合わせて、近距離音場の強調された超
音波画像を作成する。送信位相は送信発射の組の全体にわたって変化するので、
この「スロー・タイム」フィルタは反射された信号の異なるモード(基本波、第
2低調波、第2高調波、第3高調波など)に対して異なる応答をする。これによ
り、所望のモードを選択的に強調する一方で他のモードを抑制するように送信位
相及び「スロー・タイム」フィルタを設計することが可能となる。具体的に述べ
ると、i=1,2,...,Nとして、送信した信号が位相項exp[jθi ]
を有する場合、k番目の高調波(又は低調波)は、i=1,2,...,Nとし
て、位相項exp[jk(-1)θi ]を有する。したがって、「スロー・タイム」
フィルタ係数が、i=1,2,...,Nとして、ai である場合、k番目の高
調波(又は低調波)に対する実効「スロー・タイム」フィルタは、特定のモード
kに依存する伝達関数であり、i=1,2,...,Nとして、ai exp[j
k(-1)θi ]となる。
する。各用途ごとに、送信位相及び「スロー・タイム」フィルタ重みを選択して
、基本波及び高調波(又は低調波)信号成分について所望のフィルタリングを達
成することができる。種々の好ましい実施形態についての「スロー・タイム」フ
ィルタ応答を図4乃至図9に示す。基本波モードに対する「スロー・タイム」フ
ィルタ応答を実線で表示し、第2高調波に対する「スロー・タイム」フィルタ応
答を破線で表示し、さらに第2低調波に対する「スロー・タイム」フィルタ応答
を点線で表示している。水平軸は「スロー・タイム」正規化周波数に対応し、垂
直軸は「スロー・タイム」フィルタ出力の大きさである。正規化動作周波数の予
測される範囲は±0.2の範囲内にある。
中に注入して、血流のイメージングのためのマーカーとして作用させる。背景の
組織信号が抑制されると共にモーション・フラッシュ・アーティファクトが殆ど
無いようにしながら、造影剤の流れからの基本波又は第2高調波信号を観察する
ことが望ましい。特定の送信焦点位置に順々に送信される広帯域パルスは位相符
号化される。具体的に述べると、中心周波数がf0 のN個のパルスが各送信焦点
位置に送信される。受信時には、「スロー・タイム」フィルタによりN回の送信
に対して高調波(又は低調波)流れ信号を抽出する。具体的に述べると、M個の
タップの「スロー・タイム」FIRフィルタ48により、ある特定の速度で動い
ている造影剤から反射された信号中の所望の高調波又は低調波周波数の全てを通
過させると共に、基本波周波数の信号が実質的に抑制されるように、「スロー・
タイム」フィルタ重みの組a1 ,a2 ,...,aM を選択する。送信された中
心周波数がf0 である場合、組織/造影剤の非線形性によりkf0 の高調波が発
生する。ここで、kは2を超える整数又は2に等しい整数である。また、造影剤
のバブルが破壊されることにより、周波数がf0 /kの低調波が発生することが
ある。
を高域通過フィルタリングすなわち抑制し、第2高調波信号を全域通過フィルタ
リングすることにより実現される。この結果、(第2高調波により)組織の背景
が多くなるが、最もゆっくり動く造影剤からであっても調波信号を表示できる。
このモードの例を、図4乃至9に示す。図4に示す応答は、送信位相[0°,1
80°,0°,180°]及びフィルタ重み[0.5,1,1,0.5]を使用
して得たものであり、図5に示す応答は、送信位相[0°,90°,0°,18
0°]、フィルタ重み[0.5,1,1,0.5]並びにフィルタ位相[0°,
90°,0°,0°]を使用して得たものであり、図6に示す応答は、送信位相
[0°,180°]及びフィルタ重み[1,1]を使用して得たものであり、図
7に示す応答は、送信位相[180°,0°,180°]及びフィルタ重み[0
.5,1,0.5]を使用して得たものであり、図8に示す応答は、送信位相[
0°,0°,180°,180°]及びフィルタ重み[1,1,1,1]を使用
して得たものであり、図9に示す応答は、送信位相[0°,180°,180°
,0°]及びフィルタ重み[1,1,1,1]を使用して得たものである。図5
に示す応答は複素フィルタを使用して得たものである。
調波信号(特に、第2高調波)を観察することである。本発明のさらに別の好ま
しい実施形態によれば、基本波信号の全てを抑制すると共に、第2高調波信号の
全てを通過させることにより、近距離音場イメージング中にこの目標が達成され
る。この目的のために、図4、5、7又は9に表されている送信位相及び「スロ
ー・タイム」フィルタ重みを使用することができる。また図6に示す応答を生じ
させる送信位相及び「スロー・タイム」フィルタ重みを使用することもできるが
、フラッシュ・モーション・アーティファクトが大きくなる。
ィルタの遮断周波数を決定するようにユーザによる制御が可能である。特定の焦
点位置へのN回の送信の各々の間の時間間隔が長くなると、遮断周波数が低くな
り、低速の流れに対する感度が高くなる。
脱することなく様々な変形が可能であり、また本発明の要素を等価物により置換
することが可能であることを、当業者であれば理解するであろう。さらに、本発
明の本質的範囲を逸脱することなしに、具体的な状況を本発明の教示に適合させ
るような多くの変形が可能である。例えば、本発明は2重位相符号を使用するこ
とに限定されるものではなく、多重の位相符号も使用することができる。また、
近距離及び遠距離音場に対する送信発射は自由に置換可能である。さらに、近距
離及び遠距離音場用の各調波イメージング・モードに対する送信周波数は、必ず
しも同じである必要はない。その上、近距離音場用の調波イメージング・モード
ではN≧2の位相符号化した送信発射を利用することが好ましく、また遠距離音
場用の調波イメージング・モードでは単一の送信発射を利用することが好ましい
ものではあるが、これらの送信発射を複数回繰り返し、次いで累算させた値の平
均を使用することにより、フレーム速度が減少するという犠牲は伴うものの同様
の効果を達成することができることを、当業者であれば容易に理解するであろう
。本発明は、したがって、本発明を実行するように企図されたベスト・モードと
して開示した特定の実施形態に限定されるものではなく、本発明は、特許請求の
範囲内にある全ての実施形態を包含するものである。
5号に開示された超音波イメージング・システムの部分を示すブロック図である
。
フィルタ応答を(スロー・タイムの正規化周波数の関数として)表したグラフで
あり、この場合の送信位相及びフィルタ重みはそれぞれ[0°,180°,0°
,180°]及び[0.4,1,1,0.4]である。
フィルタ応答を(スロー・タイムの正規化周波数の関数として)表したグラフで
あり、この場合の送信位相及びフィルタ重みはそれぞれ[0°,90°,0°,
180°]及び[0.4,1,1,0.4](「スロー・タイム」フィルタ位相
は[0°,90°,0°,0°])である。
フィルタ応答を(スロー・タイムの正規化周波数の関数として)表したグラフで
あり、この場合の送信位相及びフィルタ重みはそれぞれ[0°,180°]及び
[1,1]である。
フィルタ応答を(スロー・タイムの正規化周波数の関数として)表したグラフで
あり、この場合の送信位相及びフィルタ重みはそれぞれ[180°,0°,18
0°]及び[0.5,1,0.5]である。
フィルタ応答を(スロー・タイムの正規化周波数の関数として)表したグラフで
ありこの場合の送信位相及びフィルタ重みはそれぞれ[0°,0°,180°,
180°]及び[1,1,1,1]である。
フィルタ応答を(スロー・タイムの正規化周波数の関数として)表したグラフで
あり、この場合の送信位相及びフィルタ重みはそれぞれ[0°,180°,18
0°,0°]及び[1,1,1,1]である。
Claims (25)
- 【請求項1】 走査面内の物体をイメージングするための方法であって、 走査線に沿った第1の送信焦点位置に焦点合わせされると共に、N回の送信発
射の各々の間に第1の基本波周波数を有する音波エネルギを送信するステップで
あって、N≧2であり、かつ前記N回の送信発射の前記音波エネルギが発射の全
体にわたり位相符号化されている、ステップと、 前記N回の送信発射の各々で送信され物体から反射された音波エネルギを変換
し、N組の受信信号を形成するステップと、 前記N組の受信信号の各々に対してビーム形成を行い、その各々が前記走査線
に沿って取得したデータを構成するN個の受信ベクトルを順次形成するステップ
と、 前記N個の受信ベクトルを発射の全体にわたってフィルタリングし、近距離音
場の受信ベクトルを形成するステップであって、前記N個の受信ベクトルの第1
の基本波信号成分を高域通過フィルタリングすなわち実質的に抑制すると共に、
前記N個の受信ベクトルの高調波(又は低調波)信号成分を実質的に全域通過さ
せるステップと、 前記第1の送信焦点位置と比べてより深い深度を有する走査線に沿った第2の
送信焦点位置に焦点合わせされると共に、(N+1)番目の送信発射の間に第2
の基本波周波数を有する音波エネルギを送信するステップと、 前記(N+1)番目の送信発射で送信されて物体から反射された音波エネルギ
を変換し、(N+1)番目の組の受信信号を形成するステップと、 前記(N+1)番目の組の受信信号に対してビーム形成を行い、前記走査線に
沿って取得したデータを構成する(N+1)番目の受信ベクトルを形成するステ
ップと、 前記(N+1)番目の受信ベクトルをフィタリングし、遠距離音場の受信ベク
トルを形成するステップであって、前記(N+1)番目の受信ベクトルの第2の
基本波信号成分を実質的に抑制すると共に、前記(N+1)番目の受信ベクトル
の高調波(又は低調波)信号成分を実質的に全域通過させるステップと、 前記近距離及び遠距離音場の受信ベクトルを組み合わせて合成受信ベクトルを
形成するステップと、 前記合成受信ベクトルの関数である画像を表示するステップと、 を含む方法。 - 【請求項2】 前記第1の基本波周波数が前記第2の基本波周波数に等しい
請求項1に記載のシステム。 - 【請求項3】 前記音波エネルギが超音波である請求項1に記載のシステム
。 - 【請求項4】 前記フィルタリングのステップが、それぞれの「スロー・タ
イム」フィルタ重みa1 乃至aN を所定の1組のフィルタ係数に当てはめること
により導き出されるN組のフィルタ係数をフィルタのタップに順々に入力するス
テップを含む請求項1に記載のシステム。 - 【請求項5】 N=3であり、発射の全体にわたる前記位相符号化が[18
0°,0°,180°]であり、かつ前記「スロー・タイム」フィルタ重みa1 乃至a3 が[0.5,1,0.5]である請求項4に記載のシステム。 - 【請求項6】 N=4であり、発射の全体にわたる前記位相符号化が[0°
,180°,0°,180°]であり、かつ前記「スロー・タイム」フィルタ重
みa1 乃至a4 が[0.5,1,1,0.5]である請求項4に記載のシステム
。 - 【請求項7】 N=4であり、発射の全体にわたる前記位相符号化が[0°
,90°,0°,180°]であり、前記「スロー・タイム」フィルタ重みa1 乃至a4 が[0.5,1,1,0.5]であり、かつ前記フィルタがフィルタ位
相[0°,90°,0°,0°]を有する請求項4に記載のシステム。 - 【請求項8】 N=4であり、発射の全体にわたる前記位相符号化が[0°
,0°,180°,180°]であり、かつ前記「スロー・タイム」フィルタ重
みa1 乃至a4 が[1,1,1,1]である請求項4に記載のシステム。 - 【請求項9】 N=4であり、発射の全体にわたる前記位相符号化が[0°
,180°,180°,0°]であり、かつ前記「スロー・タイム」フィルタ重
みa1 乃至a4 が[1,1,1,1]である請求項4に記載のシステム。 - 【請求項10】 さらに、前記送信焦点位置に造影剤を存在させるように造
影剤を物体中に注入するステップを含む請求項1に記載のシステム。 - 【請求項11】 走査面内の物体をイメージングするための方法であって、 走査線に沿った1つの送信焦点位置に焦点合わせされると共に、N回の送信発
射の各々の間に基本波周波数を有する音波エネルギを送信するステップであって
、N≧2であり、かつ前記N回の送信発射の前記音波エネルギが発射の全体にわ
たり位相符号化されている、ステップと、 前記N回の送信発射の各々で送信され物体から反射された音波エネルギを変換
し、N組の受信信号を形成するステップと、 前記N組の受信信号の各々に対してビーム形成を行い、その各々が前記走査線
に沿って取得したデータを構成するN個の受信ベクトルを順次形成するステップ
と、 前記N個の受信ベクトルを発射の全体にわたってフィルタリングし、近距離音
場の受信ベクトルを形成するステップであって、前記N個の受信ベクトルの基本
波信号成分を高域通過フィルタリングすなわち実質的に抑制すると共に、前記N
個の受信ベクトルの高調波(又は低調波)信号成分を実質的に全域通過させるス
テップと、 前記「スロー・タイム」フィルタリングされた受信ベクトルの関数である画像
を表示するステップと、 を含む方法。 - 【請求項12】 前記音波エネルギが超音波である請求項11に記載のシス
テム。 - 【請求項13】 前記フィルタリングのステップが、それぞれの「スロー・
タイム」フィルタ重みa1 乃至aN を所定の1組のフィルタ係数に当てはめるこ
とにより導き出されるN組のフィルタ係数をフィルタのタップに順々に入力する
ステップを含む請求項11に記載のシステム。 - 【請求項14】 さらに、前記送信焦点位置に造影剤を存在させるように造
影剤を物体中に注入するステップを含む請求項11に記載のシステム。 - 【請求項15】 電気的付勢に応答して音波エネルギを送信し反射した音波
エネルギを電気信号に変換するための多数のトランスジューサ素子を備えるトラ
ンスジューサ・アレイと、 前記トランスジューサ・アレイに結合されると共に、複数の前記トランスジュ
ーサ素子を付勢させて、走査線に沿った第1の送信焦点位置に焦点合わせされ、
かつN回の送信発射の各々の間に第1の基本波周波数を有する音波エネルギを送
信するようにプログラムされている送信装置であって、N≧2であり、かつ前記
N回の送信発射の前記音波エネルギは発射の全体にわたって位相符号化されてい
る、送信装置と、 前記N回の送信発射のそれぞれに続いて、前記トランスジューサ・アレイによ
り出力されたN組の受信信号の各々のビーム形成を行い、その各々が前記走査線
に沿って取得したデータを構成するN個の受信ベクトルを順次形成するようにプ
ログラムされている受信装置と、 前記N個の受信ベクトルを発射の全体にわたってフィルタリングし、近距離音
場の受信ベクトルを形成するようにプログラムされている「スロー・タイム」フ
ィルタであって、前記N個の受信ベクトルの第1の基本波信号成分を高域通過フ
ィルタリングすなわち実質的に抑制すると共に、前記N個の受信ベクトルの高調
波(又は低調波)信号成分を実質的に全域通過させる、フィルタと、 前記近距離音場の受信ベクトルを処理して近距離音場の画像信号を形成させる
ための処理サブシステムと、 前記近距離音場の画像信号の関数である画像を表示するための表示サブシステ
ムと、 を備えるイメージング・システム。 - 【請求項16】 前記送信装置がさらに、前記アレイのトランスジューサ素
子を付勢させ、前記第1の送信焦点位置と比べてより深い深度を有する前記走査
線に沿った第2の送信焦点位置に焦点合わせされ、かつ(N+1)番目の送信発
射の間に第2の基本波周波数を有する音波エネルギを送信するようにプログラム
されており、 前記受信装置がさらに、前記(N+1)番目の送信発射に続いて、前記トラン
スジューサ・アレイにより出力された(N+1)番目の組の受信信号のビーム形
成を行って、前記走査線に沿って取得されたデータを構成する(N+1)番目の
受信ベクトルを形成するようにプログラムされており、 前記「スロー・タイム」フィルタがさらに、前記(N+1)番目の受信ベクト
ルをフィルタリングし、前記(N+1)番目の受信ベクトルの第2の基本波信号
成分を実質的に抑制すると共に、前記(N+1)番目の受信ベクトルの高調波(
又は低調波)信号成分を実質的に全域通過させた、遠距離音場の受信ベクトルを
形成するようにプログラムされており、 前記処理サブシステムが、前記近距離及び遠距離音場の受信ベクトルを組み合
わせて合成受信ベクトルを形成するようにプログラムされているゾーン組み合わ
せ処理装置を備えており、 前記表示サブシステムにより表示される前記画像が前記合成受信ベクトルの関
数であること、 を特徴とする請求項15に記載のシステム。 - 【請求項17】 前記トランスジューサ・アレイが多数の超音波変換素子を
含んでいる請求項15に記載のシステム。 - 【請求項18】 さらに、それぞれの「スロー・タイム」フィルタ重みa1 乃至aN を、所定の1組のフィルタ係数に当てはめることにより導き出されるN
組のフィルタ係数を前記フィルタのタップに順々に入力するためのフィルタ係数
メモリを備えている請求項15に記載のシステム。 - 【請求項19】 前記「スロー・タイム」フィルタが、FIRフィルタと、
前記FIRフィルタからの出力を加算するように接続されたベクトル加算装置と
を含んでいる請求項15に記載のシステム。 - 【請求項20】 前記第1の基本波周波数が前記第2の基本波周波数に等し
い請求項15に記載のシステム。 - 【請求項21】 電気的付勢に応答して音波エネルギを送信し反射した音波
エネルギを電気信号に変換するための多数のトランスジューサ素子を有するトラ
ンスジューサ・アレイと、 画像を表示するための表示モニタと、 コンピュータとを備え、 該コンピュータは、 走査線に沿った第1の送信焦点位置に焦点合わせされると共に、N回の送信
発射の各々の間に第1の基本波周波数を有する音波エネルギを送信するために前
記アレイのトランスジューサ素子を付勢させるステップであって、N≧2であり
、かつ前記N回の送信発射の前記音波エネルギが発射の全体にわたり位相符号化
されている、ステップと、 前記N回の送信発射のそれぞれに続いて、前記トランスジューサ・アレイに
より出力された前記N組の受信信号の各々に対してビーム形成を行い、その各々
が前記走査線に沿って取得したデータを構成するN個の受信ベクトルを順次形成
させるステップと、 前記N個の受信ベクトルを発射の全体にわたってフィルタリングし、近距離
音場の受信ベクトルを形成させるステップであって、前記N個の受信ベクトルの
第1の基本波信号成分を高域通過フィルタリングすなわち実質的に抑制すると共
に、前記N個の受信ベクトルの高調波(又は低調波)信号成分を実質的に全域通
過させるステップと、 前記近距離音場の受信ベクトルを処理して近距離音場の画像信号を形成する
ステップと、 前記表示モニタに対して前記近距離音場の画像信号の関数である画像信号を
送信するステップと、 を実行するようにプログラムされていること、 を特徴とするイメージング・システム。 - 【請求項22】 前記コンピュータがさらに、 前記第1の送信焦点位置と比べてより深い深度を有する走査線に沿った第2の
送信焦点位置に焦点合わせされると共に、(N+1)番目の送信発射の間に第2
の基本波周波数を有する音波エネルギを送信するために前記アレイのトランスジ
ューサ素子を付勢させるステップと、 前記(N+1)番目の送信発射に続いて、前記トランスジューサ・アレイによ
り出力された(N+1)番目の組の受信信号に対してビーム形成を行い、前記走
査線に沿って取得したデータを構成する(N+1)番目の受信ベクトルを形成す
るステップと、 前記(N+1)番目の受信ベクトルをフィタリングし、遠距離音場の受信ベク
トルを形成させるステップであって、前記(N+1)番目の受信ベクトルの第2
の基本波信号成分を実質的に抑制すると共に、前記(N+1)番目の受信ベクト
ルの高調波(又は低調波)信号成分を実質的に全域通過させるステップと、 前記近距離及び遠距離音場の受信ベクトルのゾーン組み合わせを行い、合成受
信ベクトルを形成するステップと、 を実行するようにプログラムされており、 前記表示モニタに送られる前記画像信号は前記合成受信ベクトルの関数である
、請求項21に記載のシステム。 - 【請求項23】 前記トランスジューサ・アレイが多数の超音波変換素子を
備えている請求項21に記載のシステム。 - 【請求項24】 前記第1の基本波周波数が前記第2の基本波周波数に等し
い請求項21に記載のシステム。 - 【請求項25】 電気的付勢に応答して音波エネルギを送信し反射した音波
エネルギを電気信号に変換するための多数のトランスジューサ素子を有するトラ
ンスジューサ・アレイと、 画像を表示させるための表示モニタと、 コンピュータとを備え、 該コンピュータは、 走査線に沿った第1の送信焦点位置に焦点合わせされると共に、N回の送信
発射の各々の間に第1の基本波周波数を有する音波エネルギを送信するために前
記アレイのトランスジューサ素子を付勢するステップであって、N≧2であり、
かつ前記N回の送信発射の前記音波エネルギが発射の全体にわたり位相符号化さ
れている、ステップと、 前記第1の送信焦点位置と比べてより深い深度を有する走査線に沿った第2
の送信焦点位置に焦点合わせされると共に、(N+1)番目の送信発射の間に第
2の基本波周波数を有する音波エネルギを送信するために前記アレイのトランス
ジューサ素子を付勢させるステップと、 前記(N+1)回の送信発射のそれぞれに続いて、前記トランスジューサ・
アレイにより出力された(N+1)組の受信信号の各々に対してビーム形成を行
い、その各々が前記走査線に沿って取得したデータを構成する1番目乃至(N+
1)番目の受信ベクトルを順次形成するステップと、 前記1番目乃至N番目の受信ベクトルを発射の全体にわたってフィタリング
し、近距離音場の受信ベクトルを形成するステップであって、前記1番目乃至N
番目の受信ベクトルの第1の基本波信号成分を高域通過フィルタリングする、す
なわち実質的に抑制させると共に、前記1番目乃至N番目の受信ベクトルの高調
波(又は低調波)信号成分を実質的に全域通過させるステップと、 前記(N+1)番目の受信ベクトルをフィタリングし、遠距離音場の受信ベ
クトルを形成させるステップであって、前記(N+1)番目の受信ベクトルの第
2の基本波信号成分を実質的に抑制すると共に、前記(N+1)番目の受信ベク
トルの高調波(又は低調波)信号成分を実質的に全域通過させるステップと、 前記近距離及び遠距離音場の受信ベクトルのゾーン組み合わせを行って、合
成受信ベクトルを形成するステップと、 前記表示モニタに対して前記合成受信ベクトルの関数である画像信号を送信
するステップと、を実行するようにプログラムされていること、 を特徴とするイメージング・システム。
Applications Claiming Priority (3)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
US09/298,814 | 1999-04-23 | ||
US09/298,814 US6108572A (en) | 1998-03-31 | 1999-04-23 | Method and apparatus for harmonic imaging using multiple focal zones |
PCT/US2000/008106 WO2000065371A1 (en) | 1999-04-23 | 2000-03-27 | Method and apparatus for harmonic imaging using multiple focal zones |
Publications (3)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JP2002542844A true JP2002542844A (ja) | 2002-12-17 |
JP2002542844A5 JP2002542844A5 (ja) | 2009-09-17 |
JP4570116B2 JP4570116B2 (ja) | 2010-10-27 |
Family
ID=23152101
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP2000614059A Expired - Lifetime JP4570116B2 (ja) | 1999-04-23 | 2000-03-27 | 多重焦点ゾーンを使用した調波イメージング方法及び装置 |
Country Status (6)
Country | Link |
---|---|
US (1) | US6108572A (ja) |
EP (1) | EP1088244B1 (ja) |
JP (1) | JP4570116B2 (ja) |
DE (1) | DE60044448D1 (ja) |
IL (1) | IL140280A (ja) |
WO (1) | WO2000065371A1 (ja) |
Cited By (2)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2002165796A (ja) * | 2000-11-30 | 2002-06-11 | Toshiba Corp | 超音波診断装置 |
JP2005319177A (ja) * | 2004-05-11 | 2005-11-17 | Toshiba Corp | 超音波診断装置 |
Families Citing this family (30)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US6063033A (en) * | 1999-05-28 | 2000-05-16 | General Electric Company | Ultrasound imaging with higher-order nonlinearities |
US6340348B1 (en) | 1999-07-02 | 2002-01-22 | Acuson Corporation | Contrast agent imaging with destruction pulses in diagnostic medical ultrasound |
US6896658B2 (en) * | 2001-10-20 | 2005-05-24 | Zonare Medical Systems, Inc. | Simultaneous multi-mode and multi-band ultrasonic imaging |
US6685645B1 (en) | 2001-10-20 | 2004-02-03 | Zonare Medical Systems, Inc. | Broad-beam imaging |
US6494841B1 (en) * | 2000-02-29 | 2002-12-17 | Acuson Corporation | Medical diagnostic ultrasound system using contrast pulse sequence imaging |
JP4551524B2 (ja) * | 2000-03-06 | 2010-09-29 | 株式会社東芝 | 超音波プローブおよび超音波診断装置 |
US6454714B1 (en) * | 2000-10-20 | 2002-09-24 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Ultrasonic harmonic flash suppression |
US6866631B2 (en) * | 2001-05-31 | 2005-03-15 | Zonare Medical Systems, Inc. | System for phase inversion ultrasonic imaging |
JP3863414B2 (ja) * | 2001-11-22 | 2006-12-27 | 株式会社東芝 | 超音波診断装置 |
US6656123B2 (en) * | 2001-12-19 | 2003-12-02 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Combined fundamental and harmonic ultrasonic imaging at low MI or deeper depths |
US6705993B2 (en) * | 2002-05-10 | 2004-03-16 | Regents Of The University Of Minnesota | Ultrasound imaging system and method using non-linear post-beamforming filter |
US6796944B2 (en) | 2002-05-17 | 2004-09-28 | Ge Medical Systems Global Technology, Llc | Display for subtraction imaging techniques |
US6620103B1 (en) * | 2002-06-11 | 2003-09-16 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Ultrasonic diagnostic imaging system for low flow rate contrast agents |
US7635332B2 (en) * | 2003-02-14 | 2009-12-22 | Siemens Medical Solutions Usa, Inc. | System and method of operating microfabricated ultrasonic transducers for harmonic imaging |
US7780597B2 (en) * | 2003-02-14 | 2010-08-24 | Siemens Medical Solutions Usa, Inc. | Method and apparatus for improving the performance of capacitive acoustic transducers using bias polarity control and multiple firings |
US7618373B2 (en) | 2003-02-14 | 2009-11-17 | Siemens Medical Solutions Usa, Inc. | Microfabricated ultrasonic transducer array for 3-D imaging and method of operating the same |
JP4422421B2 (ja) * | 2003-03-17 | 2010-02-24 | 株式会社日立メディコ | 超音波撮像装置 |
EP1515158B1 (en) | 2003-09-09 | 2013-07-17 | Esaote S.p.A. | Ultrasound imaging method combined with the presence of contrast media in the body under examination |
WO2005070299A1 (en) * | 2004-01-16 | 2005-08-04 | The University Of Houston System | Methods and apparatus for medical imaging |
US7695438B2 (en) * | 2004-05-26 | 2010-04-13 | Siemens Medical Solutions Usa, Inc. | Acoustic disruption minimizing systems and methods |
CA2659645C (en) * | 2006-08-01 | 2015-06-30 | Martijn E. Frijlink | Pulse inversion sequences for nonlinear imaging |
US7789834B2 (en) * | 2007-03-21 | 2010-09-07 | Volcano Corporation | Plaque characterization using multiple intravascular ultrasound datasets having distinct filter bands |
JP6251015B2 (ja) * | 2013-11-19 | 2017-12-20 | 東芝メディカルシステムズ株式会社 | 超音波診断装置 |
EP3247281B1 (en) | 2015-01-23 | 2020-12-02 | The University of North Carolina at Chapel Hill | Apparatuses, systems, and methods for preclinical ultrasound imaging of subjects |
JP5997861B1 (ja) * | 2016-04-18 | 2016-09-28 | 株式会社日立パワーソリューションズ | 超音波映像装置および超音波映像装置の画像生成方法。 |
US11596381B2 (en) * | 2018-03-19 | 2023-03-07 | Verathon Inc. | Multiple frequency scanning using an ultrasound probe |
CN111257435A (zh) * | 2018-12-03 | 2020-06-09 | 奈第电子科技(上海)有限公司 | 一种超声回波信号消除直流偏差的方法和系统 |
US12121393B2 (en) | 2020-04-07 | 2024-10-22 | Verathon Inc. | Automated prostate analysis system |
CN111505600B (zh) * | 2020-05-19 | 2022-04-15 | 西北大学 | 基于stpc的fda-mimo雷达信号处理方法、装置及介质 |
US11457896B2 (en) * | 2020-09-23 | 2022-10-04 | GE Precision Healthcare LLC | Ultrasound imaging system and method for generating an enhanced image to enhance a shadow region |
Citations (4)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JPH08294487A (ja) * | 1995-04-27 | 1996-11-12 | Toshiba Corp | 超音波診断装置 |
JPH09131344A (ja) * | 1995-11-10 | 1997-05-20 | Ge Yokogawa Medical Syst Ltd | 超音波撮像方法および装置並びに超音波探触子および超音波造影剤 |
JPH09187457A (ja) * | 1996-01-12 | 1997-07-22 | Ge Yokogawa Medical Syst Ltd | 超音波撮像方法および装置 |
JPH11342129A (ja) * | 1998-03-31 | 1999-12-14 | General Electric Co <Ge> | 超音波散乱体をイメ―ジングするためのシステム及び方法 |
Family Cites Families (13)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JPS6111025A (ja) * | 1984-06-26 | 1986-01-18 | 株式会社東芝 | 超音波組織診断装置 |
US5014712A (en) * | 1989-12-26 | 1991-05-14 | General Electric Company | Coded excitation for transmission dynamic focusing of vibratory energy beam |
US5833613A (en) * | 1996-09-27 | 1998-11-10 | Advanced Technology Laboratories, Inc. | Ultrasonic diagnostic imaging with contrast agents |
US5706819A (en) * | 1995-10-10 | 1998-01-13 | Advanced Technology Laboratories, Inc. | Ultrasonic diagnostic imaging with harmonic contrast agents |
US5577505A (en) * | 1996-02-06 | 1996-11-26 | Hewlett-Packard Company | Means for increasing sensitivity in non-linear ultrasound imaging systems |
US5632277A (en) * | 1996-06-28 | 1997-05-27 | Siemens Medical Systems, Inc. | Ultrasound imaging system employing phase inversion subtraction to enhance the image |
US5908389A (en) * | 1996-09-27 | 1999-06-01 | Atl Ultrasound, Inc. | Ultrasonic diagnostic imaging of harmonic frequencies with speckle reduction processing |
US5879303A (en) * | 1996-09-27 | 1999-03-09 | Atl Ultrasound | Ultrasonic diagnostic imaging of response frequency differing from transmit frequency |
DE69735927T2 (de) * | 1996-11-26 | 2007-05-24 | ATL Ultrasound, Inc., Bothell | Diagnostik-Bilderzeugung mittels Ultraschall unterschiedlicher Sende- und Empfangsfrequenz |
US5882306A (en) * | 1997-04-11 | 1999-03-16 | Acuson Corporation | Ultrasound imaging methods and systems |
US6132374A (en) * | 1997-08-01 | 2000-10-17 | Acuson Corporation | Ultrasonic imaging method and system |
US5851187A (en) * | 1997-10-01 | 1998-12-22 | General Electric Company | Method and apparatus for ultrasonic beamforming with spatially encoded transmits |
US5957852A (en) * | 1998-06-02 | 1999-09-28 | Acuson Corporation | Ultrasonic harmonic imaging system and method |
-
1999
- 1999-04-23 US US09/298,814 patent/US6108572A/en not_active Expired - Lifetime
-
2000
- 2000-03-27 DE DE60044448T patent/DE60044448D1/de not_active Expired - Lifetime
- 2000-03-27 JP JP2000614059A patent/JP4570116B2/ja not_active Expired - Lifetime
- 2000-03-27 EP EP00918445A patent/EP1088244B1/en not_active Expired - Lifetime
- 2000-03-27 IL IL14028000A patent/IL140280A/en active IP Right Grant
- 2000-03-27 WO PCT/US2000/008106 patent/WO2000065371A1/en active Application Filing
Patent Citations (4)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JPH08294487A (ja) * | 1995-04-27 | 1996-11-12 | Toshiba Corp | 超音波診断装置 |
JPH09131344A (ja) * | 1995-11-10 | 1997-05-20 | Ge Yokogawa Medical Syst Ltd | 超音波撮像方法および装置並びに超音波探触子および超音波造影剤 |
JPH09187457A (ja) * | 1996-01-12 | 1997-07-22 | Ge Yokogawa Medical Syst Ltd | 超音波撮像方法および装置 |
JPH11342129A (ja) * | 1998-03-31 | 1999-12-14 | General Electric Co <Ge> | 超音波散乱体をイメ―ジングするためのシステム及び方法 |
Cited By (2)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2002165796A (ja) * | 2000-11-30 | 2002-06-11 | Toshiba Corp | 超音波診断装置 |
JP2005319177A (ja) * | 2004-05-11 | 2005-11-17 | Toshiba Corp | 超音波診断装置 |
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
DE60044448D1 (de) | 2010-07-08 |
EP1088244B1 (en) | 2010-05-26 |
JP4570116B2 (ja) | 2010-10-27 |
IL140280A0 (en) | 2002-02-10 |
WO2000065371A1 (en) | 2000-11-02 |
US6108572A (en) | 2000-08-22 |
IL140280A (en) | 2005-12-18 |
EP1088244A1 (en) | 2001-04-04 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
JP4570116B2 (ja) | 多重焦点ゾーンを使用した調波イメージング方法及び装置 | |
JP4433427B2 (ja) | 超音波散乱体をイメージングするためのシステム及び方法 | |
US6074348A (en) | Method and apparatus for enhanced flow imaging in B-mode ultrasound | |
US6210332B1 (en) | Method and apparatus for flow imaging using coded excitation | |
US6796944B2 (en) | Display for subtraction imaging techniques | |
US6827686B2 (en) | System and method for improved harmonic imaging | |
US6969353B2 (en) | Contrast-agent enhanced color-flow imaging | |
US6312384B1 (en) | Method and apparatus for flow imaging using golay codes | |
US6375618B1 (en) | Enhanced tissue-generated harmonic imaging using coded excitation | |
US7056290B2 (en) | Continuous depth harmonic imaging using transmitted and nonlinearly generated second harmonics | |
JP4642977B2 (ja) | 超音波診断装置及び超音波イメージング方法 | |
CN100502790C (zh) | 超声波摄像装置 | |
JP2004181209A (ja) | 超音波診断装置 | |
US6478741B2 (en) | Transmission of optimized pulse waveforms for ultrasonic subharmonic imaging | |
JP4728466B2 (ja) | 物質をイメージングする方法及びイメージング・システム | |
EP1146351A1 (en) | Ultrasound contrast imaging with double-pulse excitation waveforms | |
JPH03261466A (ja) | 超音波診断装置 |
Legal Events
Date | Code | Title | Description |
---|---|---|---|
A621 | Written request for application examination |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621 Effective date: 20070322 |
|
A521 | Request for written amendment filed |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20090717 |
|
RD02 | Notification of acceptance of power of attorney |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A7422 Effective date: 20090717 |
|
RD04 | Notification of resignation of power of attorney |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A7424 Effective date: 20090717 |
|
A977 | Report on retrieval |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A971007 Effective date: 20100222 |
|
A131 | Notification of reasons for refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20100323 |
|
A521 | Request for written amendment filed |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20100623 |
|
TRDD | Decision of grant or rejection written | ||
A01 | Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01 Effective date: 20100713 |
|
A01 | Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01 |
|
A61 | First payment of annual fees (during grant procedure) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61 Effective date: 20100809 |
|
FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20130820 Year of fee payment: 3 |
|
R150 | Certificate of patent or registration of utility model |
Ref document number: 4570116 Country of ref document: JP Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150 Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150 |
|
R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
EXPY | Cancellation because of completion of term |