JP2003501177A - 同時的組織及びモーション超音波診断撮像 - Google Patents
同時的組織及びモーション超音波診断撮像Info
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Abstract
(57)【要約】
マルチモード超音波画像が、組織及びモーションの両方を表示するために、単一の送信パルスからの超音波エコーを並列処理することで形成される。好ましい実施例において、短い送信バーストが、組織モーション撮像に対するエコー集合を生成するのに用いられる。この集合のエコーの少なくとも１つのシーケンスは、組織構造を表示するためにＢモード処理される。好ましくは、Ｂモード及びモーション処理の両方は並列に実行される。実質的に一定なパルスの反復周波数は、同じ送信パルスから２つのモードで撮像するとき、アーチファクトの発生を減少させる。
Description
【０００１】
本発明は、超音波診断撮像システム、特に、共通の送信信号を使用する同時的
組織及びモーション超音波診断撮像に関する。
組織及びモーション超音波診断撮像に関する。
【０００２】
組織構造の超音波パルスエコー撮像は、一般にＢモード撮像と呼ばれ、これに
より、受信されるエコー信号は、振幅検出されると共に、これらの伝搬時間を考
慮して画像に配置される。１つの送信パルスのみが表示の１つ以上の画像ライン
（走査線）を形成するのに必要とされるので、Ｂモード撮像は、比較的高い表示
フレーム速度で行うことができる。或る方向への超音波ビームの送信に続き、近
い領域から遠い領域まで前記ビーム方向に沿ってエコーのシーケンスが受信され
る。多数の上記ビームからのエコーは、振幅検出されこれらエコーを反射する構
造の２次元（２Ｄ）画像を形成するように、伝搬時間に関し、互いに隣接して表
示される。
より、受信されるエコー信号は、振幅検出されると共に、これらの伝搬時間を考
慮して画像に配置される。１つの送信パルスのみが表示の１つ以上の画像ライン
（走査線）を形成するのに必要とされるので、Ｂモード撮像は、比較的高い表示
フレーム速度で行うことができる。或る方向への超音波ビームの送信に続き、近
い領域から遠い領域まで前記ビーム方向に沿ってエコーのシーケンスが受信され
る。多数の上記ビームからのエコーは、振幅検出されこれらエコーを反射する構
造の２次元（２Ｄ）画像を形成するように、伝搬時間に関し、互いに隣接して表
示される。
【０００３】
Ｂモード撮像を表示するフレーム速度は、ドップラー画像、例えばパワードッ
プラー及びカラーフロー(colorflow)画像を表示するフレーム速度よりもかなり
速い。これは、各ドップラー画像ラインがこのラインに沿った点でドップラーシ
フトを概算するために、多くの回数質問しなけばならないからである。このライ
ンに沿った各質問は、ドップラーデータの完全なラインを収集し、時間を通して
収集されたラインの組は集合(ensemble)と呼ばれる。これらデータの集合は、こ
のラインに沿った各点で高速フーリエ変換又は自己相関によってドップラーシフ
トを概算するのに必要とされる。各走査線でのサンプルの完全な集合を集めるの
に必要な送信パルスの数は、表示フレーム速度をＢモード表示と同じ画像フレー
ムを収集するのに必要とされるよりも低く減少させる。
プラー及びカラーフロー(colorflow)画像を表示するフレーム速度よりもかなり
速い。これは、各ドップラー画像ラインがこのラインに沿った点でドップラーシ
フトを概算するために、多くの回数質問しなけばならないからである。このライ
ンに沿った各質問は、ドップラーデータの完全なラインを収集し、時間を通して
収集されたラインの組は集合(ensemble)と呼ばれる。これらデータの集合は、こ
のラインに沿った各点で高速フーリエ変換又は自己相関によってドップラーシフ
トを概算するのに必要とされる。各走査線でのサンプルの完全な集合を集めるの
に必要な送信パルスの数は、表示フレーム速度をＢモード表示と同じ画像フレー
ムを収集するのに必要とされるよりも低く減少させる。
【０００４】
超音波画像を形成するのに必要な時間は、２つの撮像モードの画像が形成され
るときには更に多くなる。例えば、カラーフロー画像は、Ｂモード画像及びドッ
プラー画像の両方を収集することで形成され、これら２つの合成として最終結果
が示される。このやり方で、ドップラーモードで表示される血流は、Ｂモード表
示によって、それを取り囲む組織及び血管において構造的に表される。このよう
な画像を形成するのに必要な時間は、各Ｂモードラインを送信し、各ラインから
エコーを受信するのに必要な時間に、ドップラー集合の各サンプル用のドップラ
ーラインを送信し、各ドップラー送信に応じてエコーを受信するのに必要な時間
を加えたものである。異なる型式の送信パルスが、撮像の各モードの情報を最適
にするために、Ｂモード及びドップラーに使用される。Ｂモード撮像に対しては
、結果生じるエコーサンプルの高い軸解像度のために、短い送信パルスが好まし
い。感度及び狭い送信帯域が一般に高い優先順位であるドップラー撮像に対して
は、比較的に長い送信パルスが用いられる。これにより、マルチモード画像の１
つのフレームを生成する時間は、Ｂモード及びドップラー信号の両方の送受信時
間の合計であり、これは完全な画像領域を一度走査するのに必要な時間の数倍で
ある。
るときには更に多くなる。例えば、カラーフロー画像は、Ｂモード画像及びドッ
プラー画像の両方を収集することで形成され、これら２つの合成として最終結果
が示される。このやり方で、ドップラーモードで表示される血流は、Ｂモード表
示によって、それを取り囲む組織及び血管において構造的に表される。このよう
な画像を形成するのに必要な時間は、各Ｂモードラインを送信し、各ラインから
エコーを受信するのに必要な時間に、ドップラー集合の各サンプル用のドップラ
ーラインを送信し、各ドップラー送信に応じてエコーを受信するのに必要な時間
を加えたものである。異なる型式の送信パルスが、撮像の各モードの情報を最適
にするために、Ｂモード及びドップラーに使用される。Ｂモード撮像に対しては
、結果生じるエコーサンプルの高い軸解像度のために、短い送信パルスが好まし
い。感度及び狭い送信帯域が一般に高い優先順位であるドップラー撮像に対して
は、比較的に長い送信パルスが用いられる。これにより、マルチモード画像の１
つのフレームを生成する時間は、Ｂモード及びドップラー信号の両方の送受信時
間の合計であり、これは完全な画像領域を一度走査するのに必要な時間の数倍で
ある。
【０００５】
Ｂモード及びドップラーの送信パルスが時間的にインタリーブされたとき（ビ
ーム指向変化を最小にするための従来の技術である）、単一の画像フレームを生
成するのに必要な時間はまだ更に増大する。これは、パルスの型式が画像のアー
チファクトを避けるように変化する度毎に、特定型式のパルスのアコースティッ
ク領域を事前に調整する必要があるからである。例えば、マルチモード画像が８
つのサンプルのドップラー集合を用いて生成されると仮定しよう。画像の各ライ
ンは、１１回走査されなければならない。つまり、Ｂモード調整パルス、Ｂモー
ドパルスと続き、その後ドップラー調整パルス、８つのドップラーパルスと続く
。フレーム速度の減少は、小さなカラーボックスを使用し、これにより、完全な
画像幅の部分だけにドップラー走査を制限することで改善される一方、完全な画
像フレームを形成するのに必要な時間は、前記カラーボックスが画像の横方向の
かなりの部分を占めるとき、かなりの量となる。表示器のフレーム速度は、それ
に対応して減少する。
ーム指向変化を最小にするための従来の技術である）、単一の画像フレームを生
成するのに必要な時間はまだ更に増大する。これは、パルスの型式が画像のアー
チファクトを避けるように変化する度毎に、特定型式のパルスのアコースティッ
ク領域を事前に調整する必要があるからである。例えば、マルチモード画像が８
つのサンプルのドップラー集合を用いて生成されると仮定しよう。画像の各ライ
ンは、１１回走査されなければならない。つまり、Ｂモード調整パルス、Ｂモー
ドパルスと続き、その後ドップラー調整パルス、８つのドップラーパルスと続く
。フレーム速度の減少は、小さなカラーボックスを使用し、これにより、完全な
画像幅の部分だけにドップラー走査を制限することで改善される一方、完全な画
像フレームを形成するのに必要な時間は、前記カラーボックスが画像の横方向の
かなりの部分を占めるとき、かなりの量となる。表示器のフレーム速度は、それ
に対応して減少する。
【０００６】
本発明の原理に従い、Ｂモード及びモーション画像の合成体を形成するのに必
要な送受信サイクルの総数は、Ｂモード及びモーション撮像の両方に対し一定の
送受信サイクルを共有することで減少する。送信パルスから入力されるｒｆデー
タは、包絡線検出グレイスケール撮像(envelope-detection grayscale imaging)
とモーション撮像との両方に使用される。従来のアプローチに比べ、良好なフレ
ーム速度は、共通の送信パルスからの同時的組織及びモーション撮像と調整パル
スの必要性の削除とにより達成される。
要な送受信サイクルの総数は、Ｂモード及びモーション撮像の両方に対し一定の
送受信サイクルを共有することで減少する。送信パルスから入力されるｒｆデー
タは、包絡線検出グレイスケール撮像(envelope-detection grayscale imaging)
とモーション撮像との両方に使用される。従来のアプローチに比べ、良好なフレ
ーム速度は、共通の送信パルスからの同時的組織及びモーション撮像と調整パル
スの必要性の削除とにより達成される。
【０００７】
最初に図１を参照して、本発明の原理に従って構成される超音波診断撮像シス
テムを示す。超音波プローブ１０は、超音波のビームを体内に送信し、この体内
の細胞及び組織から反射してアレイ変換器１８へ戻るエコーを受信するアレイ変
換器１８を含む。このプローブによる送信は、ビーム形成器制御装置１４の制御
下で動作するビーム形成器１２によって制御される。このビーム形成器１２は、
アレイ変換器の各素子が制御可能に指向及び集束される超音波ビームを送信する
ために駆動される相対時間を制御する。ビーム形成器制御装置１４は、送信波の
周波数及びこの送信される波の他の特性、例えば振幅及びパルス長（ｒｆ波の送
信サイクル数）を決定するユーザインタフェース（図示せず）に応答する。変換
器アレイ１８による各送信に続いて、エコーが、ここではエコー情報の”ライン
”と呼ばれるビーム方向に沿って増大する深さから徐々に戻ってくる。アレイ変
換器の各素子により受信されるエコーのラインは、このアレイを横切る受信エコ
ーを位相コヒーレンスにするようにビーム形成器１２によって遅延され、これら
エコーは、このラインに沿うコヒーレントエコー情報のシーケンスを形成するた
めに組み合わされる。好ましい実施例において、ビーム形成器は、各画像ライン
に沿うエコーサンプルのシーケンスを生成するように受信エコーのディジタルサ
ンプル上に作用するディジタルビーム形成器である。
テムを示す。超音波プローブ１０は、超音波のビームを体内に送信し、この体内
の細胞及び組織から反射してアレイ変換器１８へ戻るエコーを受信するアレイ変
換器１８を含む。このプローブによる送信は、ビーム形成器制御装置１４の制御
下で動作するビーム形成器１２によって制御される。このビーム形成器１２は、
アレイ変換器の各素子が制御可能に指向及び集束される超音波ビームを送信する
ために駆動される相対時間を制御する。ビーム形成器制御装置１４は、送信波の
周波数及びこの送信される波の他の特性、例えば振幅及びパルス長（ｒｆ波の送
信サイクル数）を決定するユーザインタフェース（図示せず）に応答する。変換
器アレイ１８による各送信に続いて、エコーが、ここではエコー情報の”ライン
”と呼ばれるビーム方向に沿って増大する深さから徐々に戻ってくる。アレイ変
換器の各素子により受信されるエコーのラインは、このアレイを横切る受信エコ
ーを位相コヒーレンスにするようにビーム形成器１２によって遅延され、これら
エコーは、このラインに沿うコヒーレントエコー情報のシーケンスを形成するた
めに組み合わされる。好ましい実施例において、ビーム形成器は、各画像ライン
に沿うエコーサンプルのシーケンスを生成するように受信エコーのディジタルサ
ンプル上に作用するディジタルビーム形成器である。
【０００８】
前記コヒーレントエコーサンプルは、各エコーサンプルのＩ及びＱ直交成分を
生成するように直交通過帯域 (QBP: Quadrature Bandpass) フィルタ２０により
復調及びフィルタリングされる。本発明の原理に従って、エコーサンプルのライ
ンは、Ｂモード及びドップラーの両方で処理される。ＱＢＰフィルタを使用する
代わりとして、エコーサンプルが直交復調され、次にＢモード及びドップラー処
理をする別々の通過帯域を施すように個々の２つのフィルタによりフィルタリン
グされてもよい。他の代替手段、つまり以下に述べられる好ましい実施例に用い
られる手段は、Ｂモード及びドップラー処理チャネルに対し別々のＱＢＰフィル
タを使用することである。個別のＱＢＰフィルタの使用は、別々の帯域幅、中心
周波数、フィルタ長及び間引率を含むＢモード又はドップラー処理用のエコー信
号に多数の異なる処理特性を各ＱＢＰフィルタが施すことを可能にする。この実
施例は、例えば、１つのＱＢＰフィルタがドップラー処理用のエコーに狭い通過
帯域を施し、他のＱＢＰフィルタがＢモード処理用のエコーに比較的広い通過帯
域を与えることを可能にする。
生成するように直交通過帯域 (QBP: Quadrature Bandpass) フィルタ２０により
復調及びフィルタリングされる。本発明の原理に従って、エコーサンプルのライ
ンは、Ｂモード及びドップラーの両方で処理される。ＱＢＰフィルタを使用する
代わりとして、エコーサンプルが直交復調され、次にＢモード及びドップラー処
理をする別々の通過帯域を施すように個々の２つのフィルタによりフィルタリン
グされてもよい。他の代替手段、つまり以下に述べられる好ましい実施例に用い
られる手段は、Ｂモード及びドップラー処理チャネルに対し別々のＱＢＰフィル
タを使用することである。個別のＱＢＰフィルタの使用は、別々の帯域幅、中心
周波数、フィルタ長及び間引率を含むＢモード又はドップラー処理用のエコー信
号に多数の異なる処理特性を各ＱＢＰフィルタが施すことを可能にする。この実
施例は、例えば、１つのＱＢＰフィルタがドップラー処理用のエコーに狭い通過
帯域を施し、他のＱＢＰフィルタがＢモード処理用のエコーに比較的広い通過帯
域を与えることを可能にする。
【０００９】
Ｂモード処理に対し、Ｉ、Ｑサンプルは、数式（Ｉ２＋Ｑ２）１／２を使用し
て検出器２４により振幅検出される。これら検出されたＢモード信号は、Ｂモー
ド信号を圧縮及びマッピングするような機能を実行するＢモード処理器２６によ
りＢモード処理される。処理されたＢモード信号が所望の表示形式に変換し、モ
ーション表示情報と結合する走査変換器８０に与えられる。この合成マルチモー
ド画像が表示器９０に表示される。
て検出器２４により振幅検出される。これら検出されたＢモード信号は、Ｂモー
ド信号を圧縮及びマッピングするような機能を実行するＢモード処理器２６によ
りＢモード処理される。処理されたＢモード信号が所望の表示形式に変換し、モ
ーション表示情報と結合する走査変換器８０に与えられる。この合成マルチモー
ド画像が表示器９０に表示される。
【００１０】
Ｉ、Ｑサンプルは、モーションを表示すべき各サンプル体積において時間的に
離散するエコーサンプルの集合を収集するために、エコーの複数ラインが記憶さ
れるアンサンブル記憶装置５２にも与えられる。完全な集合は、不要なエコー成
分、例えば静止する組織からのエコー成分を削除する壁フィルタ５４に結合され
る。フィルタリングされた集合は、ドップラー処理器５６又はパワーモーション
処理器５８の一方に結合される。ドップラー処理器５６は、流れる液体（例えば
、血液）若しくは動いている組織（例えば心臓弁）の一方のモーションを検出す
るために、異なる処理技術、例えば高速フーリエ変換（ＦＦＴ）処理又は相関処
理を用いてよい。本発明の好ましい実施例には、自動相関処理が使用されている
。ドップラー画像ライン上の各点からのサンプルの集合は、典型的に集合毎に１
８サンプルまでの範囲である。少ないサンプルの集合は、組織エコーの高い信号
対ノイズ比、壁フィルタが組織のモーションを撮像するときにしばしばバイパス
される事実とにより移動する組織を表示するのに使用されてよい。サンプルデー
タは、直交Ｉ、Ｑ形式で記憶される。自動相関器は、複素共役形式のサンプルの
シーケンスにおいて隣接するサンプルを乗算し、Ｉ’＋ｊＱ’の形式の結果を生
させるように積を合計する。数学的にこの自動相関処理は式１のように表される
。
離散するエコーサンプルの集合を収集するために、エコーの複数ラインが記憶さ
れるアンサンブル記憶装置５２にも与えられる。完全な集合は、不要なエコー成
分、例えば静止する組織からのエコー成分を削除する壁フィルタ５４に結合され
る。フィルタリングされた集合は、ドップラー処理器５６又はパワーモーション
処理器５８の一方に結合される。ドップラー処理器５６は、流れる液体（例えば
、血液）若しくは動いている組織（例えば心臓弁）の一方のモーションを検出す
るために、異なる処理技術、例えば高速フーリエ変換（ＦＦＴ）処理又は相関処
理を用いてよい。本発明の好ましい実施例には、自動相関処理が使用されている
。ドップラー画像ライン上の各点からのサンプルの集合は、典型的に集合毎に１
８サンプルまでの範囲である。少ないサンプルの集合は、組織エコーの高い信号
対ノイズ比、壁フィルタが組織のモーションを撮像するときにしばしばバイパス
される事実とにより移動する組織を表示するのに使用されてよい。サンプルデー
タは、直交Ｉ、Ｑ形式で記憶される。自動相関器は、複素共役形式のサンプルの
シーケンスにおいて隣接するサンプルを乗算し、Ｉ’＋ｊＱ’の形式の結果を生
させるように積を合計する。数学的にこの自動相関処理は式１のように表される
。
【数１】
ここで、Ｘｋ＝Ｉｋ＋ｊＱｋであり、ｎはこのシーケンス内のサンプル数である
。複素結果から、ドップラー位相シフトφＤは、Ｑ’とＩ’との商のアークタン
ジェントとして、すなわち数２のように計算される。
。複素結果から、ドップラー位相シフトφＤは、Ｑ’とＩ’との商のアークタン
ジェントとして、すなわち数２のように計算される。
【数２】
ドップラー周波数シフトｆＤは、位相シフトφＤにＰＲＦを掛け、２πで割るこ
とで決定される。
とで決定される。
【数３】
ここで、ＰＲＦは、送信されるドップラーパルスのパルス反復周波数である。こ
のモーションの速さは、数４のドップラー速度方程式から、送信波形の中心周波
数をｆ０と仮定することで概算される。
のモーションの速さは、数４のドップラー速度方程式から、送信波形の中心周波
数をｆ０と仮定することで概算される。
【数４】
【００１１】
ドップラー処理器５６は、公知のドップラーパワーρ、各サンプル体積でのド
ップラー信号強度及び／又は各サンプル体積での分散σも計算する。これら処理
されるドップラー信号ν、ρ又はσは、通常は表示色の値の範囲にマッピングさ
れると共に、該変換器において上記信号は走査変換されて、マルチモード表示で
構造的にＢモード画像に重なる。
ップラー信号強度及び／又は各サンプル体積での分散σも計算する。これら処理
されるドップラー信号ν、ρ又はσは、通常は表示色の値の範囲にマッピングさ
れると共に、該変換器において上記信号は走査変換されて、マルチモード表示で
構造的にＢモード画像に重なる。
【００１２】
壁フィルタを通った信号も処理及びモーションを表示するパワーモーション処
理器５８に与えられる。このパワーモーション処理器は、通常ドップラー処理器
５６よりも少ないサンプルの集合に作用し、同じサンプル体積から時間的に異な
るサンプルを区別することで運動を検出する。処理器５８の効果は静止する組織
からのエコーをキャンセルすることなので、パワーモーション処理器５８は、静
止する組織が運動しないので壁フィルタをバイパスされた集合に対し作用しても
よい。パワーモーション処理器５８は、米国特許第５，７１８，２２９号に詳細
に記載されている。処理されたパワーモーション信号も、通常、色表示値の範囲
にマッピングされ、走査変換し、マルチモード表示するＢモード構成画像に組み
合わされるために走査変換器８０に結合される。
理器５８に与えられる。このパワーモーション処理器は、通常ドップラー処理器
５６よりも少ないサンプルの集合に作用し、同じサンプル体積から時間的に異な
るサンプルを区別することで運動を検出する。処理器５８の効果は静止する組織
からのエコーをキャンセルすることなので、パワーモーション処理器５８は、静
止する組織が運動しないので壁フィルタをバイパスされた集合に対し作用しても
よい。パワーモーション処理器５８は、米国特許第５，７１８，２２９号に詳細
に記載されている。処理されたパワーモーション信号も、通常、色表示値の範囲
にマッピングされ、走査変換し、マルチモード表示するＢモード構成画像に組み
合わされるために走査変換器８０に結合される。
【００１３】
マルチモード画像も３Ｄ処理器７０によって３次元表示に対し処理され、これ
は米国特許第５，６６９，３８５号、５，７２０，２９１号及び５，８６０，９
２４号に記載されるようなマルチモード画像データの３次元表示を形成する。
は米国特許第５，６６９，３８５号、５，７２０，２９１号及び５，８６０，９
２４号に記載されるようなマルチモード画像データの３次元表示を形成する。
【００１４】
ビーム形成器１２により生成されるコヒーレントエコー情報は、図２に示され
る走査線処理器１６によって、Ｂモード及びモーション表示の両方に対し並列に
処理される。このビーム形成器１２からの画像ラインエコーデータは、マルチプ
レクサ２２に与えられる。ビーム形成器は、一度に１つの走査線、すなわち時間
インターリーブ形式の走査線データのみを生成するとき、単一ディジタルデータ
経路だけがビーム形成器とマルチプレクサ２２との間に必要とされる。説明する
実施例には、２つのディジタルデータの経路が示されている。この経路は、２つ
の同時に生成される走査線がマルチプレクサにより入力され、走査線処理器１６
と並列に結合されることを可能にする。ビーム形成器が１つの送信パルスに応じ
て、ビーム形成器からの２本の矢印で示されるような、２つの並行なコヒーレン
ト画像ラインを生成することでマルチラインの受信を行うとき、多数の走査線の
並行処理が用いられる。２つのマルチラインは、両方ともＢモード処理、ドップ
ラー処理、パワーモーション処理又はこれらの組合せであるか、マルチラインが
走査線処理器１６の異なるチャネルにより別々に処理されてもよい。
る走査線処理器１６によって、Ｂモード及びモーション表示の両方に対し並列に
処理される。このビーム形成器１２からの画像ラインエコーデータは、マルチプ
レクサ２２に与えられる。ビーム形成器は、一度に１つの走査線、すなわち時間
インターリーブ形式の走査線データのみを生成するとき、単一ディジタルデータ
経路だけがビーム形成器とマルチプレクサ２２との間に必要とされる。説明する
実施例には、２つのディジタルデータの経路が示されている。この経路は、２つ
の同時に生成される走査線がマルチプレクサにより入力され、走査線処理器１６
と並列に結合されることを可能にする。ビーム形成器が１つの送信パルスに応じ
て、ビーム形成器からの２本の矢印で示されるような、２つの並行なコヒーレン
ト画像ラインを生成することでマルチラインの受信を行うとき、多数の走査線の
並行処理が用いられる。２つのマルチラインは、両方ともＢモード処理、ドップ
ラー処理、パワーモーション処理又はこれらの組合せであるか、マルチラインが
走査線処理器１６の異なるチャネルにより別々に処理されてもよい。
【００１５】
説明される図２の実施例において、走査線処理器は４つの並行処理チャネルを
有し、それの２つ（１６ａ、１６ｂ）は、モーション処理をするように配され、
２つ（１６ｃ、１６ｄ）は、Ｂモード処理をするように配される。チャネル１６
ｄの初期部分のみが示され、チャネルのバランスは、チャネル１６ｃのバランス
と構造上は全く同じである。Ｂモード及びモーション処理の両方である走査線を
入力するとき、走査線処理器１６の動作は以下のようになる。マルチプレクサ２
２は、図２に説明される走査線処理器の２つのチャネル１６ａ、１６ｃに走査線
エコーデータを並行して与える。走査線処理器の各チャネルは、正規化段階３０
、３０１、１３０、１３０１を有し、これら段階は、深さで変化可能な利得又は
減衰を生成するためにサンプル毎に、走査線データにケール係数(scale factor)
を乗算する。各チャネルに対するスケール係数は、コヒーレント回路３２、１３
２に記憶又はこれら回路によって生成される正規化係数によって供給され、好ま
しい実施例において、これら回路はディジタルメモリである。乗算する係数は、
走査線エコーのシーケンスが進行するにつれて変化するので、深さ依存利得又は
減衰が生じる。正規化段階の利得係数も幾つかの他の機能を提供する。１つは、
走査の深さで拡大する変換器のアパーチャ(aperture)を補償することである。深
さが増加するにつれて増大する数の変換器からの信号が用いられるので、合計す
るビーム形成された信号の大きさは増大する。この増大は、チャネルがビーム形
成処理に加えられる割合に比例して、正規化段階で減少する利得（増大する減衰
）によりオフセットされるので、結果生じるエコーシーケンスは、変化するアパ
ーチャによる影響を受けない。正規化段階の第２の機能は、Ｂモード処理が幾つ
かのチャネルにより行われ、周波数合成が用いられるとき、チャネルの公称信号
振幅を均一化することである。利得変化の比率は、係数が各正規化段階３０、３
０１、１３０、１３０１の乗算器に対し変化される割合により制御される。
有し、それの２つ（１６ａ、１６ｂ）は、モーション処理をするように配され、
２つ（１６ｃ、１６ｄ）は、Ｂモード処理をするように配される。チャネル１６
ｄの初期部分のみが示され、チャネルのバランスは、チャネル１６ｃのバランス
と構造上は全く同じである。Ｂモード及びモーション処理の両方である走査線を
入力するとき、走査線処理器１６の動作は以下のようになる。マルチプレクサ２
２は、図２に説明される走査線処理器の２つのチャネル１６ａ、１６ｃに走査線
エコーデータを並行して与える。走査線処理器の各チャネルは、正規化段階３０
、３０１、１３０、１３０１を有し、これら段階は、深さで変化可能な利得又は
減衰を生成するためにサンプル毎に、走査線データにケール係数(scale factor)
を乗算する。各チャネルに対するスケール係数は、コヒーレント回路３２、１３
２に記憶又はこれら回路によって生成される正規化係数によって供給され、好ま
しい実施例において、これら回路はディジタルメモリである。乗算する係数は、
走査線エコーのシーケンスが進行するにつれて変化するので、深さ依存利得又は
減衰が生じる。正規化段階の利得係数も幾つかの他の機能を提供する。１つは、
走査の深さで拡大する変換器のアパーチャ(aperture)を補償することである。深
さが増加するにつれて増大する数の変換器からの信号が用いられるので、合計す
るビーム形成された信号の大きさは増大する。この増大は、チャネルがビーム形
成処理に加えられる割合に比例して、正規化段階で減少する利得（増大する減衰
）によりオフセットされるので、結果生じるエコーシーケンスは、変化するアパ
ーチャによる影響を受けない。正規化段階の第２の機能は、Ｂモード処理が幾つ
かのチャネルにより行われ、周波数合成が用いられるとき、チャネルの公称信号
振幅を均一化することである。利得変化の比率は、係数が各正規化段階３０、３
０１、１３０、１３０１の乗算器に対し変化される割合により制御される。
【００１６】
正規化段階３０、１３０による処理の後、各チャネル１６ａ、１６ｃにおける
エコー信号は、ラインバッファ３４、１３４に結合される。これらラインバッフ
ァは幾つかの機能を行う。始めは、合成アパーチャ形成に対しビーム形成された
エコー信号の前半のアパーチャの記憶である。２番目は、補間器１３６、１３６ １ が連続入力される又は横方向に分離した走査線から走査線データを補間するよ
うに動作する又はパルス反転処理器３６、３６１が、米国特許第５，７０６，８
１９号及び出願番号ＳＮ ０８／９８６，３８３号に記載されるような、パルス
反転により高調波信号を分離するために、走査線に沿って反対にフェージングさ
れた送信パルスから連続するエコーシーケンスを組み合わせるとき、先行する走
査線を記憶することである。補間器１３６、１３６１の各々は、２つの入力走査
線間に付加走査線データを補間し、パルス反転処理器３６、３６１は、組織高調
波、コントラスト高調波又は基本周波数撮像に対する高調波及び基本周波数成分
を分離可能である。
エコー信号は、ラインバッファ３４、１３４に結合される。これらラインバッフ
ァは幾つかの機能を行う。始めは、合成アパーチャ形成に対しビーム形成された
エコー信号の前半のアパーチャの記憶である。２番目は、補間器１３６、１３６ １ が連続入力される又は横方向に分離した走査線から走査線データを補間するよ
うに動作する又はパルス反転処理器３６、３６１が、米国特許第５，７０６，８
１９号及び出願番号ＳＮ ０８／９８６，３８３号に記載されるような、パルス
反転により高調波信号を分離するために、走査線に沿って反対にフェージングさ
れた送信パルスから連続するエコーシーケンスを組み合わせるとき、先行する走
査線を記憶することである。補間器１３６、１３６１の各々は、２つの入力走査
線間に付加走査線データを補間し、パルス反転処理器３６、３６１は、組織高調
波、コントラスト高調波又は基本周波数撮像に対する高調波及び基本周波数成分
を分離可能である。
【００１７】
各チャネルにおけるエコー信号は、次に各チャネルにおいて直交通過帯域フィ
ルタ（ＱＢＰ）に結合される。これら直交通過帯域フィルタは、３つの機能、即
ちＲＦ走査線データを帯域制限する、走査線データの同相及び直交する組を生成
する、及びディジタルサンプルレートを間引く機能を提供する。各ＱＢＰは、一
方は同相のサンプル（Ｉ）を生成し、他方は直交サンプル（Ｑ）を生成する、Ｆ
ＩＲフィルタを構成する複数の乗算蓄積装置（ＭＡＣ）により形成される各フィ
ルタを具備する２つの別々なフィルタを有する。このフィルタ特性は、ＭＡＣに
より使用される乗算係数の値によって決定される。別々のフィルタ機能に対する
係数の異なるセットは、係数メモリ３８、１３８に記憶され、これらメモリはＭ
ＡＣの乗算器に選択された係数を与えるように結合される。
ルタ（ＱＢＰ）に結合される。これら直交通過帯域フィルタは、３つの機能、即
ちＲＦ走査線データを帯域制限する、走査線データの同相及び直交する組を生成
する、及びディジタルサンプルレートを間引く機能を提供する。各ＱＢＰは、一
方は同相のサンプル（Ｉ）を生成し、他方は直交サンプル（Ｑ）を生成する、Ｆ
ＩＲフィルタを構成する複数の乗算蓄積装置（ＭＡＣ）により形成される各フィ
ルタを具備する２つの別々なフィルタを有する。このフィルタ特性は、ＭＡＣに
より使用される乗算係数の値によって決定される。別々のフィルタ機能に対する
係数の異なるセットは、係数メモリ３８、１３８に記憶され、これらメモリはＭ
ＡＣの乗算器に選択された係数を与えるように結合される。
【００１８】
Ｉフィルタを形成するＭＡＣに対する係数は、正弦関数を実施する一方、Ｑフ
ィルタに対する係数は、余弦関数を実施する。周波数合成に対し、活性ＱＢＰの
係数は、所望の通過帯域の中心周波数において、正弦波が乗算された同期関数を
更に実施する。本例の場合、チャネル１６ａが、モーション表示に対しエコー信
号を処理し、チャネル１６ｃが、Ｂモード表示に対し同じエコー信号を処理する
とき、チャネル１６ａにおけるＱＢＰ１は、モーション信号の公称ｒｆ周波数付
近に形成される通過帯域において走査線データのＩ及びＱサンプルを生成する。
これらＩ、Ｑサンプルは、ドップラー処理器５６又はパワーモーション処理器５
８による、後続するモーション処理のためにアンサンブル記憶装置５２に送信さ
れる。Ｂモード処理を実施するチャネル１６ｃにおいて、ＱＢＰ１は、最初の低
周波数通過帯域における走査線データのＩ及びＱサンプルを生成し、ＱＢＰ２は
、２番目の高周波数通過帯域における走査線データのＩ及びＱサンプルを生成す
る。これにより、本来の広帯域エコー信号のスペクトルは、比較的高い周波数帯
域と比較的低い周波数帯域とに分割される。周波数合成処理を完了するために、
チャネル１６ｃのＱＢＰ１により生成する通過帯域におけるエコーデータは、検
出器１４０１により検出され、これら検出された信号は、和算器(summer)１５０
の１つの入力部に結合される。チャネル１６ｃのＱＢＰ２により生成される相補
通過帯域におけるエコーデータは、検出器１４０２により検出され、これら検出
された信号は、和算器１５０の２番目の入力部に結合される。チャネルにおける
各検出器に続くものは、係数メモリ１４２から重み付け係数を入力する乗算器１
４４１及び１４４２により形成される利得段階である。これら利得段階は、最良
なシステム性能のために２つの信号経路に更なる利得調節を提供し、２つの周波
数合成された通過帯域を均一化するのに使用される。各利得段階に続くものは、
ルックアップテーブルを有する対数圧縮処理器(log compression processor)１
４６１、１４６２である。各ルックアップテーブルの出力は、信号入力値の対数
に比例する。これらルックアップテーブルは、圧縮曲線並びに走査線信号の輝度
及びダイナミックレンジを変化する能力を提供するようにプログラム可能である
。２つの通過帯域の信号が和算器１５０により組み合わされるとき、２つの合成
通過帯域の非相関スペックルの影響が相殺され、前記信号から作られるＢモード
画像におけるスペックルアーチファクトが減少する。スペックルが低減されたＢ
モード信号は、後続する処理、必要に応じたグレースケールマッピング及び表示
をするＢモード処理器２６に結合される。
ィルタに対する係数は、余弦関数を実施する。周波数合成に対し、活性ＱＢＰの
係数は、所望の通過帯域の中心周波数において、正弦波が乗算された同期関数を
更に実施する。本例の場合、チャネル１６ａが、モーション表示に対しエコー信
号を処理し、チャネル１６ｃが、Ｂモード表示に対し同じエコー信号を処理する
とき、チャネル１６ａにおけるＱＢＰ１は、モーション信号の公称ｒｆ周波数付
近に形成される通過帯域において走査線データのＩ及びＱサンプルを生成する。
これらＩ、Ｑサンプルは、ドップラー処理器５６又はパワーモーション処理器５
８による、後続するモーション処理のためにアンサンブル記憶装置５２に送信さ
れる。Ｂモード処理を実施するチャネル１６ｃにおいて、ＱＢＰ１は、最初の低
周波数通過帯域における走査線データのＩ及びＱサンプルを生成し、ＱＢＰ２は
、２番目の高周波数通過帯域における走査線データのＩ及びＱサンプルを生成す
る。これにより、本来の広帯域エコー信号のスペクトルは、比較的高い周波数帯
域と比較的低い周波数帯域とに分割される。周波数合成処理を完了するために、
チャネル１６ｃのＱＢＰ１により生成する通過帯域におけるエコーデータは、検
出器１４０１により検出され、これら検出された信号は、和算器(summer)１５０
の１つの入力部に結合される。チャネル１６ｃのＱＢＰ２により生成される相補
通過帯域におけるエコーデータは、検出器１４０２により検出され、これら検出
された信号は、和算器１５０の２番目の入力部に結合される。チャネルにおける
各検出器に続くものは、係数メモリ１４２から重み付け係数を入力する乗算器１
４４１及び１４４２により形成される利得段階である。これら利得段階は、最良
なシステム性能のために２つの信号経路に更なる利得調節を提供し、２つの周波
数合成された通過帯域を均一化するのに使用される。各利得段階に続くものは、
ルックアップテーブルを有する対数圧縮処理器(log compression processor)１
４６１、１４６２である。各ルックアップテーブルの出力は、信号入力値の対数
に比例する。これらルックアップテーブルは、圧縮曲線並びに走査線信号の輝度
及びダイナミックレンジを変化する能力を提供するようにプログラム可能である
。２つの通過帯域の信号が和算器１５０により組み合わされるとき、２つの合成
通過帯域の非相関スペックルの影響が相殺され、前記信号から作られるＢモード
画像におけるスペックルアーチファクトが減少する。スペックルが低減されたＢ
モード信号は、後続する処理、必要に応じたグレースケールマッピング及び表示
をするＢモード処理器２６に結合される。
【００１９】
これにより、図２の走査線処理器１６は、単一のマルチモード画像におけるＢ
モード及びモーションの両表示のために、エコー信号の単一の走査線を並列に処
理可能であることが分かる。この処理器は、組織及びモーションの両方をそれら
の基本周波数コンテンツによって、組織及びモーションの両方を高調波周波数成
分よって、又は一方は基本周波数、他方は高調波周波数において表示する機能を
提供する。この走査線処理器の更なる詳細は、米国特許（出願番号ＳＮ０８／８
９３，４２６）において明らかとなる。
モード及びモーションの両表示のために、エコー信号の単一の走査線を並列に処
理可能であることが分かる。この処理器は、組織及びモーションの両方をそれら
の基本周波数コンテンツによって、組織及びモーションの両方を高調波周波数成
分よって、又は一方は基本周波数、他方は高調波周波数において表示する機能を
提供する。この走査線処理器の更なる詳細は、米国特許（出願番号ＳＮ０８／８
９３，４２６）において明らかとなる。
【００２０】
マルチライン動作の場合、同時に生成される走査線の１つのエコーは、モーシ
ョン処理に対してはチャネル１６ａ及びＢモード処理に対してはチャネル１６ｃ
に与えられる。同時に生成される他の走査線のエコーは、モーション処理に対し
てはチャネル１６ｂ及びＢモード処理に対してはチャネル１６ｄに与えられる。
ョン処理に対してはチャネル１６ａ及びＢモード処理に対してはチャネル１６ｃ
に与えられる。同時に生成される他の走査線のエコーは、モーション処理に対し
てはチャネル１６ｂ及びＢモード処理に対してはチャネル１６ｄに与えられる。
【００２１】
さらに他の代替手段は、フロー処理及び表示に対してはドップラー処理器５６
及び組織のモーションの同時表示に対してはパワーモーション処理器５８によっ
て、チャネル１６ａ及び１６ｂにより走査線を処理することである。
及び組織のモーションの同時表示に対してはパワーモーション処理器５８によっ
て、チャネル１６ａ及び１６ｂにより走査線を処理することである。
【００２２】
前述したように、マルチモード撮像への従来のアプローチは、各種類の画像情
報の再生を最適にするために、Ｂモード撮像に対しては短く広帯域な送信パルス
用いて、ドップラー撮像に対しては長く狭帯域な送信パルスを用いることである
。しかしながら、本発明者は、組織のモーションが撮像されるとき、ドップラー
撮像に長いパルスの必要性が重要ではないことを見出した。これは、高い感度の
必要性が流れる血液細胞からのエコーに比べ、動いている組織から戻ってくる比
較的強いエコーによって減少するという事実によるからである。組織のモーショ
ン撮像の付加的な利点は、比較的短い集合（数個のサンプル）のみが動いている
組織からドップラー信号又はパワーモーション信号を検出するために要求とされ
るということである。組織のモーションドップラー撮像は、動いている組織の（
フローエコーに比べ）比較的高い振幅と低い周波数のドップラー信号を利用する
ので、強い、静止する及びゆっくり動くドップラー信号を除いて、低振幅且つ高
周波ドップラー応答を通過させる通常の壁フィルタ周波数特性が逆となる。ある
実施例において、ドップラー又はパワーモーション処理で組織のモーションを撮
像するとき、壁フィルタは完全にバイパスされる。他の実施例において、パワー
モーション処理器５８と共に使用されるとき、壁フィルタは、静止（ＤＣ）モー
ション効果を阻止するように設定され、このパワーモーション処理器が動いてい
る組織信号のダイナミックレンジにわたり動作することだけが必要となるように
する。
報の再生を最適にするために、Ｂモード撮像に対しては短く広帯域な送信パルス
用いて、ドップラー撮像に対しては長く狭帯域な送信パルスを用いることである
。しかしながら、本発明者は、組織のモーションが撮像されるとき、ドップラー
撮像に長いパルスの必要性が重要ではないことを見出した。これは、高い感度の
必要性が流れる血液細胞からのエコーに比べ、動いている組織から戻ってくる比
較的強いエコーによって減少するという事実によるからである。組織のモーショ
ン撮像の付加的な利点は、比較的短い集合（数個のサンプル）のみが動いている
組織からドップラー信号又はパワーモーション信号を検出するために要求とされ
るということである。組織のモーションドップラー撮像は、動いている組織の（
フローエコーに比べ）比較的高い振幅と低い周波数のドップラー信号を利用する
ので、強い、静止する及びゆっくり動くドップラー信号を除いて、低振幅且つ高
周波ドップラー応答を通過させる通常の壁フィルタ周波数特性が逆となる。ある
実施例において、ドップラー又はパワーモーション処理で組織のモーションを撮
像するとき、壁フィルタは完全にバイパスされる。他の実施例において、パワー
モーション処理器５８と共に使用されるとき、壁フィルタは、静止（ＤＣ）モー
ション効果を阻止するように設定され、このパワーモーション処理器が動いてい
る組織信号のダイナミックレンジにわたり動作することだけが必要となるように
する。
【００２３】
同じ理由で、パワーモーション撮像及びＢモード撮像のマルチモード画像も一
致する撮像で十分実行されることが分かる。
致する撮像で十分実行されることが分かる。
【００２４】
従来のマルチモード超音波システムは、Ｂモード撮像に対し数サイクルのみの
送信パルス及びドップラー撮像に対し４、５又はそれ以上のサイクルの長いパル
スを使用する。本発明者は、本発明に従う同時的組織ドップラー撮像に対し短い
パルスを使用することが好ましい。本発明者は、同時発生するＢモード及び組織
ドップラー撮像に対し２，３サイクルの送信パルスを使用し、これは両方の撮像
のモードに対し優れた軸解像度を与えることが分かった。表示に対しては、別々
の構造（Ｂモード）及びモーション（ドップラー、パワーモーション）画像が作
成可能であり、表示スクリーンに上書き可能である。又は、単一画像のピクセル
が、例えば、輝度、色及び色調のようなピクセル特性を構造及びモーションの関
数として変調することで構造及びモーションの両特性の関数として形成される。
送信パルス及びドップラー撮像に対し４、５又はそれ以上のサイクルの長いパル
スを使用する。本発明者は、本発明に従う同時的組織ドップラー撮像に対し短い
パルスを使用することが好ましい。本発明者は、同時発生するＢモード及び組織
ドップラー撮像に対し２，３サイクルの送信パルスを使用し、これは両方の撮像
のモードに対し優れた軸解像度を与えることが分かった。表示に対しては、別々
の構造（Ｂモード）及びモーション（ドップラー、パワーモーション）画像が作
成可能であり、表示スクリーンに上書き可能である。又は、単一画像のピクセル
が、例えば、輝度、色及び色調のようなピクセル特性を構造及びモーションの関
数として変調することで構造及びモーションの両特性の関数として形成される。
【００２５】
動いている組織からのエコーがかなり強いので、本発明者は、短い集合が優れ
た結果を提供することが分かった。高品質のマルチモード組織ドップラー画像が
３又は４個のサンプルのドップラー集合を用いて生成され、パワーモーション撮
像が集合における２つのサンプルのみで優れた結果を生じさせる。これは、長さ
に関し１６個のサンプルまでの典型的なドップラーフロー集合に匹敵する。この
短い集合長は、フィルタのタップ数はサンプル数と一致して比較的少なく、これ
により広域フィルタ特性のみ提供されるので、組織ドップラー撮像を実施すると
き、壁フィルタをバイパスするもう一つの理由である。制限された長さの組織ド
ップラー集合をフィルタリングすることは、組織のモーション速度の過大評価と
なることが分かり、望まないフロー成分を排除する好ましい技術は、ドップラー
処理器５６において、フロー信号のレベルより上で、且つ、組織信号のレベルよ
り下でしきい処理を実行することである。
た結果を提供することが分かった。高品質のマルチモード組織ドップラー画像が
３又は４個のサンプルのドップラー集合を用いて生成され、パワーモーション撮
像が集合における２つのサンプルのみで優れた結果を生じさせる。これは、長さ
に関し１６個のサンプルまでの典型的なドップラーフロー集合に匹敵する。この
短い集合長は、フィルタのタップ数はサンプル数と一致して比較的少なく、これ
により広域フィルタ特性のみ提供されるので、組織ドップラー撮像を実施すると
き、壁フィルタをバイパスするもう一つの理由である。制限された長さの組織ド
ップラー集合をフィルタリングすることは、組織のモーション速度の過大評価と
なることが分かり、望まないフロー成分を排除する好ましい技術は、ドップラー
処理器５６において、フロー信号のレベルより上で、且つ、組織信号のレベルよ
り下でしきい処理を実行することである。
【００２６】
典型的な同時的走査手順は以下のようである。重要な各画像ラインに対し、Ｎ
パルスが送信され、エコーのＮラインが受信される。Ｎは所望の集合長である。
この集合長は、パワーモーション撮像に対してはＮ＝２及び組織ドップラー撮像
に対してはＮ＝２から４の短さである。送信パルスは、（パワーモーション撮像
に対しては４から６ライン、組織ドップラー撮像は２から４ラインである）多数
の画像ラインにわたりイントラリーブされ、出願番号ＳＮ ０９／０８０，８８
１に記載されるようなオーバーサンプリングによりＰＲＦを最適にするようにイ
ンタリーブされる。各走査線からのエコーの最初のラインは、モーション処理信
号経路及びＢモード信号経路の両方に向けられ、これらエコーは、好ましくは同
時に並列処理される。そうするために、モーション処理経路は、モーション処理
する前にセットアップされ、Ｂモード経路は、Ｂモード処理する前にセットアッ
プされるべきである。従って、これら２つの経路の制御が独立していることが好
ましい。
パルスが送信され、エコーのＮラインが受信される。Ｎは所望の集合長である。
この集合長は、パワーモーション撮像に対してはＮ＝２及び組織ドップラー撮像
に対してはＮ＝２から４の短さである。送信パルスは、（パワーモーション撮像
に対しては４から６ライン、組織ドップラー撮像は２から４ラインである）多数
の画像ラインにわたりイントラリーブされ、出願番号ＳＮ ０９／０８０，８８
１に記載されるようなオーバーサンプリングによりＰＲＦを最適にするようにイ
ンタリーブされる。各走査線からのエコーの最初のラインは、モーション処理信
号経路及びＢモード信号経路の両方に向けられ、これらエコーは、好ましくは同
時に並列処理される。そうするために、モーション処理経路は、モーション処理
する前にセットアップされ、Ｂモード経路は、Ｂモード処理する前にセットアッ
プされるべきである。従って、これら２つの経路の制御が独立していることが好
ましい。
【００２７】
ならしパルスの必要性を完全に不要にするために、本発明者は、モーション及
び並びに同時的Ｂモード及びモーション撮像を行うとき、ＰＲＦを一定に保つの
が好ましいことを見出した。同時撮像を行う間、待ち時間を含むＰＲＦ期間を一
定に保つことで、アーチファクトを画像に導入するようなパルス及びパルス期間
の間に過渡的効果又は差はない。
び並びに同時的Ｂモード及びモーション撮像を行うとき、ＰＲＦを一定に保つの
が好ましいことを見出した。同時撮像を行う間、待ち時間を含むＰＲＦ期間を一
定に保つことで、アーチファクトを画像に導入するようなパルス及びパルス期間
の間に過渡的効果又は差はない。
【００２８】
Ｂモード信号に対する各画像ラインに沿ってエコーの１つのラインを処理する
ことだけが必要であるのに対し、Ｂモード経路における集合の全てのエコーを処
理することも可能である。並列処理スキームにおいて、Ｂモード経路はさもなく
ばアイドル状態である場合、この処理時間は、時間的平均化又はフィルタリング
、又は他の線形又は非線形処理技術によってノイズを減少させるのに効果的に使
用される。この処理の結果も、例えば、モーション検出の個々の表示を特定のサ
ンプル体積で供給することにより、それの能力を高めるためモーション処理器に
与えられる。
ことだけが必要であるのに対し、Ｂモード経路における集合の全てのエコーを処
理することも可能である。並列処理スキームにおいて、Ｂモード経路はさもなく
ばアイドル状態である場合、この処理時間は、時間的平均化又はフィルタリング
、又は他の線形又は非線形処理技術によってノイズを減少させるのに効果的に使
用される。この処理の結果も、例えば、モーション検出の個々の表示を特定のサ
ンプル体積で供給することにより、それの能力を高めるためモーション処理器に
与えられる。
【００２９】
同時的撮像と協力して短い集合長を使用することが、表示のフレーム速度のか
なりの増大を与える。例えば、３つのサンプル集合が同時的組織ドップラー及び
Ｂモード撮像に使用されるとする。従来のアプローチにおいて、これは、各画像
ラインに対し６ＮＰＲＩ（Pulse Repetition Intervals）、つまりＴｍｏｄｅ＝
１Ｎ ＰＲＩ、ＴＴＤＩ＝３Ｎ ＰＲＩ、Ｔｐｒｅ−ｃｏｎｄ．＝２Ｎ ＰＲＩ
を必要とする。しかし、同時的撮像の場合は、Ｔ＝３Ｎ ＰＲＩ、即ちドップラ
ー集合の長さのみが必要である。これにより、フレーム速度は、従来のマルチモ
ードアプローチをに対し２倍となる。
なりの増大を与える。例えば、３つのサンプル集合が同時的組織ドップラー及び
Ｂモード撮像に使用されるとする。従来のアプローチにおいて、これは、各画像
ラインに対し６ＮＰＲＩ（Pulse Repetition Intervals）、つまりＴｍｏｄｅ＝
１Ｎ ＰＲＩ、ＴＴＤＩ＝３Ｎ ＰＲＩ、Ｔｐｒｅ−ｃｏｎｄ．＝２Ｎ ＰＲＩ
を必要とする。しかし、同時的撮像の場合は、Ｔ＝３Ｎ ＰＲＩ、即ちドップラ
ー集合の長さのみが必要である。これにより、フレーム速度は、従来のマルチモ
ードアプローチをに対し２倍となる。
【００３０】
図３ａは、血管７０を含む画像フレーム６０を図示する。この実施例において
、カラーボックス８６の血管７２のみがドップラー撮像される。これにより、こ
のカラーボックスにより占められる画像の横方向を横断するドップラー集合を送
信及び受信することだけを必要とする。前記画像の残りは、Ｂモードパルスによ
ってのみ走査される。前記カラーボックスが、このカラーボックスの浅いドップ
ラー走査のみを必要とするスキンライン(skinline)の近くにある場合、追加時間
の節約が行われる。
、カラーボックス８６の血管７２のみがドップラー撮像される。これにより、こ
のカラーボックスにより占められる画像の横方向を横断するドップラー集合を送
信及び受信することだけを必要とする。前記画像の残りは、Ｂモードパルスによ
ってのみ走査される。前記カラーボックスが、このカラーボックスの浅いドップ
ラー走査のみを必要とするスキンライン(skinline)の近くにある場合、追加時間
の節約が行われる。
【００３１】
比較してみると、典型的な組織ドップラー画像が図３ｂに示される。この図は
、鼓動する心臓８８の組織ドップラー画像を図示している。心臓８８は全画像フ
レーム６０をほぼ占有するために、カラーボックスは、このカラーボックスが必
ず全フレーム６０を占有するので、それ程用いられない。この理由のため、フレ
ーム速度におけるかなりの増大が、本発明に従う組織ドップラー撮像を行うとき
に与えられる。
、鼓動する心臓８８の組織ドップラー画像を図示している。心臓８８は全画像フ
レーム６０をほぼ占有するために、カラーボックスは、このカラーボックスが必
ず全フレーム６０を占有するので、それ程用いられない。この理由のため、フレ
ーム速度におけるかなりの増大が、本発明に従う組織ドップラー撮像を行うとき
に与えられる。
【図１】 図１は、本発明の原理に従って構成される超音波診断撮像システ
ムをブロック図で説明する。
ムをブロック図で説明する。
【図２】 図２は、共通の送信パルスからＢモード及びモーション信号の両
方を並列処理を行う請求項１の超音波診断撮像システムの一部を説明する。
方を並列処理を行う請求項１の超音波診断撮像システムの一部を説明する。
【図３ａ】 図３ａは、心臓のカラーボックス及び組織ドップラー画像を持
つ脈管構造のカラーフロー画像
つ脈管構造のカラーフロー画像
【図３ｂ】 図３ｂは、
１０ 超音波プローブ
１２ ビーム形成器
１４ ビーム形成器制御装置
２０ 直交通過帯域
２４ 検出器
２６ Ｂモード処理器
５２ 集合記憶装置
５４ 壁フィルタ
５６ ドップラー処理器
５８ パワーモーション処理器
７０ ３Ｄ処理器
８０ 走査変換器
９０ 表示器
─────────────────────────────────────────────────────
フロントページの続き
(72)発明者 ルーパス タナシス
オランダ国 5656 アーアー アインドー
フェン プロフ ホルストラーン ６
(72)発明者 クライトン アライン エル
オランダ国 5656 アーアー アインドー
フェン プロフ ホルストラーン ６
(72)発明者 ラスト デビッド
オランダ国 5656 アーアー アインドー
フェン プロフ ホルストラーン ６
Ｆターム(参考） 4C301 CC02 DD01 DD04 DD06 EE10
HH54
5J083 AA02 AB17 AC18 AD12 AD13
AE10 BA01 BC01 BE08 BE39
BE50 BE54 DA01 DC01 DC05
EA14
Claims (19)
- 【請求項１】 マルチモード超音波画像を生成する方法であって、 与えられるビーム方向を音響的に励起する超音波を送信し、これに応じて前記
ビーム方向からエコーの走査線を受信するステップ、 コヒーレントエコー成分を形成するように前記受信されたエコーをビーム形成
するステップ、及び 超音波画像を表示する第１モードで前記コヒーレント成分を処理し、前記超音
波画像に表示する第２モードで前記コヒーレント成分を処理するステップ を有する方法。 - 【請求項２】 前記第１モードはＢモード処理であり、前記第２モードはモ
ーション検出処理である請求項１に記載の方法。 - 【請求項３】 前記第２モードは、ドップラー処理である請求項２に記載の
方法。 - 【請求項４】 前記エコーは、体内の組織から受信される請求項３に記載の
方法。 - 【請求項５】 前記第２モードは、パワーモーション撮像処理である請求項
２に記載の方法。 - 【請求項６】 構造及びモーションの両方のマルチモード超音波画像を生成
する方法であって、 アレイ変換器から超音波を送信すると共に、これに応じて前記アレイの素子に
よって複数のエコーサンプルを受信するステップ、 コヒーレントエコー信号を形成するために前記受信されたエコーサンプルをビ
ーム形成するステップ、 超音波画像に構造を表示するために前記コヒーレントエコー信号を利用するス
テップ、及び 前記超音波画像にモーションを表示するために前記コヒーレントエコー信号を
利用するステップ を有する方法。 - 【請求項７】 前記エコーサンプルは、組織から受信され、前記コヒーレン
トエコー信号は前記組織のモーション表示に利用される請求項６に記載の方法。 - 【請求項８】 前記送信される超音波は、ｒｆ送信周波数で５サイクル未満
を有する請求項６に記載の方法。 - 【請求項９】 前記送信するステップは、実質的に一定なパルス反復周波数
で複数の波を送信する請求項６に記載の方法。 - 【請求項１０】 前記第２番目の利用するステップは、ドップラーパワー強
度を検出するために前記コヒーレントエコー信号を利用する請求項６に記載の方
法。 - 【請求項１１】 構造及びモーションの両方のマルチモード超音波画像を生
成する方法であって、与えられる走査線に沿ってアレイ変換器から複数の超音波
パルスを送信するステップ、 各送信パルスに応じて前記走査線からエコーのシーケンスを受信するステップ
、 前記超音波画像におけるモーションを表示するために複数の前記シーケンスを
モーション処理するステップ、及び 前記超音波画像に組織を表示すためにモーション処理される前記シーケンスの
少なくとも１つをＢモード処理するステップ を有する方法。 - 【請求項１２】 前記複数の送信及び受信するステップの前記パルス反復周
波数が実質的に一定である請求項１１に記載の方法。 - 【請求項１３】 前記受信するステップは、単一の送信パルスに応じて２つ
の横方向に分離した走査線からエコーのシーケンスを生成するステップを有する
請求項１１に記載の方法。 - 【請求項１４】 前記横方向に分離した走査線の間に入るエコー値を補間す
るステップを更に有する請求項１３に記載の方法。 - 【請求項１５】 前記送信するステップは、更に複数の横方向に分離した走
査線に沿って複数の超音波パルスを送信するステップを含み、前記受信するステ
ップは、前記走査線からエコーのシーケンスを受信するステップを含み、横方向
に分離した走査線の間に入るエコー値を補間するステップを更に有する請求項１
１に記載の方法。 - 【請求項１６】 前記送信するステップは、基本送信周波数で複数の超音波
パルスを送信するステップを有し、前記受信するステップは、前記基本周波数の
高調波周波数でエコーのシーケンスを受信するステップを有する請求項１１に記
載の方法。 - 【請求項１７】 前記送信するステップは、異なる個々の位相を持つ複数の
超音波パルスを更に送信するステップを有し、パルス反転により高調波周波数及
び基本周波数のエコー成分を分離するステップを更に有する請求項１６に記載の
方法。 - 【請求項１８】 構造及びモーションの両方のマルチモード超音波画像を生
成する方法であり、 アレイ変換器から超音波を送信し、これに応じて前記アレイの素子により複数
のエコーサンプルを受信するステップ、 コヒーレントエコー信号を形成するために前記受信されるエコーサンプルをビ
ーム形成するステップ、及び 組織及びモーション信号の両方を生成するモーション検出経路及び組織撮像経
路を介し前記コヒーレントエコー信号を並列処理し、マルチモード画像を表示す
るために前記組織及びモーション信号を利用するステップ を有する方法。 - 【請求項１９】 請求項１乃至１８の何れか一項に記載の方法に従って、構
造及びモーションの両方のマルチモード超音波画像を生成する超音波診断撮像シ
ステムであり、 超音波を送信し、これに応じてアレイ変換器の素子により複数のエコーサンプ
ルを受信する前記アレイ変換器、 前記受信されたエコーサンプルからコヒーレントエコー信号を形成するビーム
フォーマ、 構造及びモーション信号の両方を生成する構造撮像経路及びモーション検出経
路を介して前記コヒーレントエコー信号を並列処理する並行処理器、及び マルチモード画像を表示するために前記構造及びモーション信号を利用する表
示手段 を有する超音波診断撮像システム。
Applications Claiming Priority (3)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US09/327,693 | 1999-06-08 | ||
| US09/327,693 US6139501A (en) | 1999-06-08 | 1999-06-08 | Coincident tissue and motion ultrasonic diagnostic imaging |
| PCT/EP2000/004928 WO2000075689A1 (en) | 1999-06-08 | 2000-05-29 | Coincident tissue and motion ultrasonic diagnostic imaging |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2003501177A true JP2003501177A (ja) | 2003-01-14 |
| JP2003501177A5 JP2003501177A5 (ja) | 2007-07-19 |
Family
ID=23277631
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2001501909A Pending JP2003501177A (ja) | 1999-06-08 | 2000-05-29 | 同時的組織及びモーション超音波診断撮像 |
Country Status (4)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US6139501A (ja) |
| EP (1) | EP1103005A1 (ja) |
| JP (1) | JP2003501177A (ja) |
| WO (1) | WO2000075689A1 (ja) |
Cited By (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2007502685A (ja) * | 2003-05-30 | 2007-02-15 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | カラーフローバイプレーンの超音波撮像システム及び方法 |
| JP2008188235A (ja) * | 2007-02-05 | 2008-08-21 | Toshiba Corp | 超音波診断装置 |
| JP2009119274A (ja) * | 2007-11-14 | 2009-06-04 | Medison Co Ltd | Ｂｃモード映像を形成する超音波システム及び方法 |
| JP2009119273A (ja) * | 2007-11-14 | 2009-06-04 | Medison Co Ltd | Ｂｃモード映像を形成する超音波システム及び方法 |
Families Citing this family (35)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| 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 |
| US6432056B1 (en) * | 1999-10-08 | 2002-08-13 | Atl Ultrasound | Ultrasonic diagnostic imaging system with high frame rate synthetic transmit focus |
| JP3306403B2 (ja) * | 2000-01-19 | 2002-07-24 | 松下電器産業株式会社 | 超音波診断装置 |
| KR100388407B1 (ko) * | 2001-04-27 | 2003-06-25 | 주식회사 메디슨 | 표시 장치의 화소에 대응하는 복셀에서 수신 집속하는 3차원 초음파 영상 시스템 |
| US6866631B2 (en) * | 2001-05-31 | 2005-03-15 | Zonare Medical Systems, Inc. | System for phase inversion ultrasonic imaging |
| US6638230B2 (en) * | 2001-07-31 | 2003-10-28 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Apparatus and method of frequency compounding to perform contrast imaging |
| US6638226B2 (en) * | 2001-09-28 | 2003-10-28 | Teratech Corporation | Ultrasound imaging system |
| US6589177B1 (en) * | 2002-11-15 | 2003-07-08 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Method and apparatus for obtaining B-flow and B-mode data from multiline beams in an ultrasound imaging system |
| AU2003276629A1 (en) * | 2002-12-02 | 2004-06-23 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Segmentation tool for identifying flow regions in an imaging system |
| US20080281205A1 (en) * | 2004-01-16 | 2008-11-13 | Morteza Naghavi | Methods and Apparatuses For Medical Imaging |
| US8900149B2 (en) * | 2004-04-02 | 2014-12-02 | Teratech Corporation | Wall motion analyzer |
| US7967753B2 (en) * | 2006-08-01 | 2011-06-28 | Stichting Voor de Technische Wetenschappen of Van Vollenhovenlaan | Pulse inversion sequences for nonlinear imaging |
| EP2347712A4 (en) * | 2008-11-14 | 2013-04-03 | Hitachi Medical Corp | ECHOGRAPHIC DEVICE AND SIGNAL PROCESSING METHOD OF THE ECHOGRAPHIC DEVICE |
| EP2488107B1 (en) | 2009-10-12 | 2017-03-08 | Acist Medical Systems, Inc. | Intravascular ultrasound system for co-registered imaging |
| CN102342848B (zh) | 2010-07-29 | 2013-11-06 | 深圳迈瑞生物医疗电子股份有限公司 | 脉冲扫描方法、血流图像与b型图像同时显示方法及其系统 |
| CN102551791B (zh) * | 2010-12-17 | 2016-04-27 | 深圳迈瑞生物医疗电子股份有限公司 | 一种超声成像方法和装置 |
| EP2498100A3 (en) * | 2011-03-11 | 2014-07-30 | Samsung Medison Co., Ltd. | Apparatus and method for generating doppler image |
| CN103842841B (zh) * | 2011-09-30 | 2017-12-05 | 皇家飞利浦有限公司 | 带有自动多普勒流设置的超声系统 |
| CN103083040B (zh) * | 2011-10-28 | 2015-06-03 | 北京东方惠尔图像技术有限公司 | 彩色超声系统及其获取波束形成线数据的方法、装置 |
| US10245007B2 (en) | 2013-03-15 | 2019-04-02 | Infraredx, Inc. | High resolution intravascular ultrasound imaging systems and methods |
| US9693754B2 (en) | 2013-05-15 | 2017-07-04 | Acist Medical Systems, Inc. | Imaging processing systems and methods |
| US20160084948A1 (en) * | 2013-05-28 | 2016-03-24 | Duke University | Systems, methods and computer program products for doppler spatial coherence imaging |
| EP3055709B1 (en) | 2013-10-07 | 2018-12-26 | Acist Medical Systems, Inc. | Signal processing for intravascular imaging |
| KR101817389B1 (ko) * | 2014-09-30 | 2018-01-11 | 지멘스 메디컬 솔루션즈 유에스에이, 인크. | 도플러 영상을 제공하는 초음파 시스템, 방법 및 컴퓨터 프로그램 |
| US10653393B2 (en) | 2015-10-08 | 2020-05-19 | Acist Medical Systems, Inc. | Intravascular ultrasound imaging with frequency selective imaging methods and systems |
| US10909661B2 (en) | 2015-10-08 | 2021-02-02 | Acist Medical Systems, Inc. | Systems and methods to reduce near-field artifacts |
| EP3167810B1 (en) | 2015-11-10 | 2019-02-27 | Samsung Medison Co., Ltd. | Ultrasound imaging apparatus and method of operating the same |
| US11369337B2 (en) | 2015-12-11 | 2022-06-28 | Acist Medical Systems, Inc. | Detection of disturbed blood flow |
| WO2017117389A1 (en) | 2015-12-31 | 2017-07-06 | Acist Medical Systems, Inc. | Semi-automated image segmentation system and method |
| WO2017200899A1 (en) | 2016-05-16 | 2017-11-23 | Acist Medical Systems, Inc. | Motion-based image segmentation systems and methods |
| CN109982643B (zh) * | 2016-11-14 | 2023-07-14 | 皇家飞利浦有限公司 | 用于解剖结构、功能和血液动力学成像的三模式超声成像 |
| WO2019014070A1 (en) * | 2017-07-09 | 2019-01-17 | The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University | ULTRASOUND IMAGING COMPRISING A SPECTRAL COMPOSITION FOR TAVELURE REDUCTION |
| US11751849B2 (en) * | 2017-09-27 | 2023-09-12 | B-K Medical Aps | High-resolution and/or high-contrast 3-D and/or 4-D ultrasound imaging with a 1-D transducer array |
| US11024034B2 (en) | 2019-07-02 | 2021-06-01 | Acist Medical Systems, Inc. | Image segmentation confidence determination |
Citations (7)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH02142550A (ja) * | 1988-11-24 | 1990-05-31 | Yokogawa Medical Syst Ltd | 超音波エコー・ドプラ装置 |
| JPH0866397A (ja) * | 1994-06-24 | 1996-03-12 | Toshiba Corp | 超音波診断装置 |
| JPH08336534A (ja) * | 1995-06-15 | 1996-12-24 | Toshiba Corp | 超音波診断装置 |
| JPH09164138A (ja) * | 1995-10-10 | 1997-06-24 | Advanced Technol Lab Inc | コントラスト剤を使用した超音波診断画像処理方法および該診断装置 |
| JPH10290801A (ja) * | 1997-02-13 | 1998-11-04 | Advanced Technol Lab Inc | 高解像度超音波画像処理方法および装置 |
| JPH1128210A (ja) * | 1997-05-07 | 1999-02-02 | General Electric Co <Ge> | 超音波散乱物質の三次元イメージング・システムおよび方法 |
| WO1999017660A1 (en) * | 1997-10-07 | 1999-04-15 | Ge Vingmed Ultrasound As | A method and apparatus for providing real-time calculation and display of strain in ultrasound imaging |
Family Cites Families (20)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| IL49825A0 (en) * | 1976-04-05 | 1976-08-31 | Varian Associates | Display and recording system for ultrasonic diagnosis |
| US4182173A (en) * | 1978-08-23 | 1980-01-08 | General Electric Company | Duplex ultrasonic imaging system with repetitive excitation of common transducer in doppler modality |
| NO150015C (no) * | 1981-11-13 | 1984-08-08 | Vingmed As | Fremgangsmaate ved blodstroemhastighetsmaaling med ultralyd, kombinert med ekko-amplitudeavbildning, for undersoekelse av levende biologiske strukturer |
| NO831718L (no) * | 1983-05-13 | 1984-11-14 | Vingmed As | Fremgangsmaate og apparat ved blodstroem-hastighetsmaaling med ultralyd for dannelse av todimensjonal avbildning av blodets hastighet |
| JPS61191347A (ja) * | 1985-02-19 | 1986-08-26 | 株式会社日立メデイコ | 超音波診断装置 |
| FR2604081A1 (fr) * | 1986-09-19 | 1988-03-25 | Labo Electronique Physique | Dispositif d'exploration par echographie ultrasonore d'organes en mouvement et d'ecoulements sanguins |
| JPS6417634A (en) * | 1987-07-14 | 1989-01-20 | Yokogawa Medical Syst | Pulse doppler mti apparatus |
| JP3187148B2 (ja) | 1991-08-26 | 2001-07-11 | 株式会社東芝 | 超音波診断装置 |
| US5349524A (en) * | 1993-01-08 | 1994-09-20 | General Electric Company | Color flow imaging system utilizing a time domain adaptive wall filter |
| US5494037A (en) * | 1994-12-29 | 1996-02-27 | Siemens Medical Systems, Inc. | Ultrasonic doppler imager having a spatially smoothed control signal for an adaptive tissue rejection filter |
| US5706819A (en) * | 1995-10-10 | 1998-01-13 | Advanced Technology Laboratories, Inc. | Ultrasonic diagnostic imaging with harmonic contrast agents |
| JP3707882B2 (ja) * | 1995-11-21 | 2005-10-19 | 株式会社東芝 | 超音波診断装置 |
| US5724974A (en) * | 1996-03-22 | 1998-03-10 | Acuson Corporation | Two-dimensional ultrasound display system |
| US5718229A (en) * | 1996-05-30 | 1998-02-17 | Advanced Technology Laboratories, Inc. | Medical ultrasonic power motion imaging |
| US5891038A (en) * | 1996-12-30 | 1999-04-06 | General Electric Company | Method, apparatus and applications for combining transmit wave functions to obtain synthetic waveform in ultrasonic imaging system |
| US5961460A (en) * | 1997-04-11 | 1999-10-05 | Acuson Corporation | Ultrasound imaging enhancement methods and systems |
| US6050942A (en) * | 1997-07-11 | 2000-04-18 | Atl Ultrasound | Digital scanline signal processor for an ultrasonic diagnostic imaging system |
| US5882315A (en) * | 1997-12-23 | 1999-03-16 | Acuson Corporation | Ultrasonic imaging method and image for doppler tissue parameters |
| US6036643A (en) * | 1998-05-14 | 2000-03-14 | Advanced Technology Laboratories, Inc. | Ultrasonic harmonic doppler imaging |
| US5961462A (en) * | 1998-05-18 | 1999-10-05 | Atl Ultrasound | Ultrasonic doppler imaging at high frame rates of display |
-
1999
- 1999-06-08 US US09/327,693 patent/US6139501A/en not_active Expired - Fee Related
-
2000
- 2000-05-29 JP JP2001501909A patent/JP2003501177A/ja active Pending
- 2000-05-29 EP EP00935147A patent/EP1103005A1/en not_active Withdrawn
- 2000-05-29 WO PCT/EP2000/004928 patent/WO2000075689A1/en active Application Filing
Patent Citations (7)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH02142550A (ja) * | 1988-11-24 | 1990-05-31 | Yokogawa Medical Syst Ltd | 超音波エコー・ドプラ装置 |
| JPH0866397A (ja) * | 1994-06-24 | 1996-03-12 | Toshiba Corp | 超音波診断装置 |
| JPH08336534A (ja) * | 1995-06-15 | 1996-12-24 | Toshiba Corp | 超音波診断装置 |
| JPH09164138A (ja) * | 1995-10-10 | 1997-06-24 | Advanced Technol Lab Inc | コントラスト剤を使用した超音波診断画像処理方法および該診断装置 |
| JPH10290801A (ja) * | 1997-02-13 | 1998-11-04 | Advanced Technol Lab Inc | 高解像度超音波画像処理方法および装置 |
| JPH1128210A (ja) * | 1997-05-07 | 1999-02-02 | General Electric Co <Ge> | 超音波散乱物質の三次元イメージング・システムおよび方法 |
| WO1999017660A1 (en) * | 1997-10-07 | 1999-04-15 | Ge Vingmed Ultrasound As | A method and apparatus for providing real-time calculation and display of strain in ultrasound imaging |
Cited By (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2007502685A (ja) * | 2003-05-30 | 2007-02-15 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | カラーフローバイプレーンの超音波撮像システム及び方法 |
| JP4800214B2 (ja) * | 2003-05-30 | 2011-10-26 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | カラーフローバイプレーンの超音波撮像システム及び方法 |
| JP2008188235A (ja) * | 2007-02-05 | 2008-08-21 | Toshiba Corp | 超音波診断装置 |
| JP2009119274A (ja) * | 2007-11-14 | 2009-06-04 | Medison Co Ltd | Ｂｃモード映像を形成する超音波システム及び方法 |
| JP2009119273A (ja) * | 2007-11-14 | 2009-06-04 | Medison Co Ltd | Ｂｃモード映像を形成する超音波システム及び方法 |
| US9322902B2 (en) | 2007-11-14 | 2016-04-26 | Samsung Medison Co., Ltd. | Ultrasound system and method for forming combined BC-mode image |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| WO2000075689A1 (en) | 2000-12-14 |
| US6139501A (en) | 2000-10-31 |
| EP1103005A1 (en) | 2001-05-30 |
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