JP2004223109A

JP2004223109A - Apparatus and method for picking up ultrasonic image

Info

Publication number: JP2004223109A
Application number: JP2003016858A
Authority: JP
Inventors: Tomoo Sato; 智夫佐藤
Original assignee: Fuji Photo Film Co Ltd
Current assignee: Fujifilm Holdings Corp
Priority date: 2003-01-27
Filing date: 2003-01-27
Publication date: 2004-08-12

Abstract

<P>PROBLEM TO BE SOLVED: To provide an ultrasonic image pickup apparatus, or the like, capable of rapidly acquiring a high quality ultrasonic image in which an influence of a crosstalk is reduced. <P>SOLUTION: The ultrasonic image pickup apparatus comprises an ultrasonic search unit 10 for forming ultrasonic beams using a plurality of ultrasonic transducers actuated independently by a plurality of driving signals, transmitting the ultrasonic beams to a subject, and receiving ultrasonic echoes reflected from the subject, an ignition timing controller 25 for scanning the subject using the plurality of ultrasonic beams transmitted from the ultrasonic search unit by delaying the plurality of the driving signals, a system control section 20 for controlling the ignition timing controller to change the beam interval of the plurality of the ultrasonic beams transmitted by multibeam transmission with respect to every frame, a receiver 14 and a phase matching operation section 22 for processing a plurality of detected signals, and an image memory 27 for storing the signals processed by the phase matching operation section with respect to the every frame. <P>COPYRIGHT: (C)2004,JPO&NCIPI

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、超音波を送受信することにより生体内臓器の診断や非破壊検査を行うために用いられる超音波撮像装置及び超音波撮像方法に関する。
【０００２】
【従来の技術】
医療用の超音波診断装置や工業用の探傷装置等として用いられる超音波撮像装置においては、通常、超音波の送受信機能を有する複数の超音波トランスデューサを含む超音波用探触子（プローブ）が用いられる。このような超音波用探触子を用いて、複数の超音波トランスデューサから送信される超音波を合波して形成される超音波ビームによって被検体を走査することにより、被検体に関する画像情報が得られる。さらに、この画像情報に基づいて、被検体の２次元又は３次元領域における超音波画像が再現される。このような超音波ビームを用いた走査方法の１つとして、被検体の扇状の２次元領域を角度方向に走査する、いわゆるセクタ走査が知られている。
【０００３】
セクタ走査は、本来、人体の肋間から心臓を観察するための手法として開発されたものである。一般的に、セクタ走査においては、送信点から被検体の深さ方向に延びる超音波ビームが被検体内に扇状に順次送信され、この超音波ビームによって、被検体の扇状の２次元領域が等間隔の角度で走査される。ここで、各々の角度において、超音波ビームに沿って被検体の深さ方向に等間隔で分布する複数のサンプリング点に関する画像情報が、一定の時間間隔でサンプリングされる。サンプリングされた画像情報に基づいて得られた２次元又は３次元の超音波画像は、心臓については断層心エコー図と呼ばれている。
【０００４】
近年においては、より高いサンプリングレートで超音波画像を得ることが検討されている。例えば、下記の非特許文献１には、１つの送信ビームが被検体に反射されて生じた超音波エコーについて、複数の受信焦点を形成するように受信フォーカスを施すことにより、１回の超音波ビームの送受信によって被検体の複数の位置に関する画像情報を得ることが記載されている。しかしながら、この場合には、１つの受信焦点を形成する場合と比較して径の太い超音波ビームを送信しなくてはならないので、空間分解能が低下してしまうという問題点が生じる。そのため、このような送受信方式を、細部について詳細な画像情報を得る場合に適用することはできない。
【０００５】
また、下記の特許文献１には、リアルタイムで３次元超音波画像を形成するために２次元トランスデューサアレイを用いると共に、同時に複数の超音波ビームを送受信する方式を採用した超音波撮像システムにおいて、クロストークを除去する幾つかの技術が開示されている。クロストークを除去する技術としては、超音波ビームをコード化して送信したり、隣接ビームのサイドローブがゼロとなる方向にメインビームを送信したり、超音波ビームの送信方向を離したり、複数の超音波ビームの間で異なる中心周波数を用いることが挙げられている。
【０００６】
しかしながら、超音波ビームをコード化しても、同時に送受信される超音波ビームの数が増加すると、コードにより超音波ビームを識別することが困難になる。また、隣接ビームのサイドローブがゼロとなる方向にメインビームを送信しようとしても、生体内においては隣接ビームのサイドローブが完全にゼロとはならない。一方、超音波ビームの送信方向を離す場合には、同時に多数の超音波ビームを送受信することが困難である。また、複数の超音波ビームの間で異なる中心周波数を用いる場合には、超音波トランスデューサの周波数帯域に限界があるため、同時に送受信される超音波ビームの数が制限される。
【０００７】
【特許文献１】
米国特許第６，１７９，７８０号明細書（アブストラクト、図７−図１０）
【非特許文献１】
デビッドセン（Ｒ．Ｅ．Ｄａｖｉｄｓｅｎ）、ジェンセン（Ｊ．Ａ．Ｊｅｎｓｅｎ）、スミス（Ｓ．Ｗ．Ｓｍｉｔｈ），「リアルタイムボルメトリックイメージングのための２次元ランダムアレイ（ＴＷＯ−ＤＩＭＥＮＳＩＯＮＡＬＲＡＮＤＯＭＡＲＲＡＹＳＦＯＲＲＥＡＬＴＩＭＥＶＯＬＵＭＥＴＲＩＣＩＭＡＧＩＮＧ）」，超音波画像（ＵＬＴＲＡＳＯＮＩＣＩＭＡＧＩＮＧ）１６，ｐ．１４３−１６３，（１９９４）
【０００８】
【発明が解決しようとする課題】
そこで、上記の点に鑑み、本発明は、クロストークによる影響が低減された良質な超音波画像を高速に取得することができる超音波撮像装置及び超音波撮像方法を提供することを目的とする。
【０００９】
【課題を解決するための手段】
上記の課題を解決するため、本発明に係る超音波撮像装置は、複数の駆動信号に従ってそれぞれ動作する複数の超音波トランスデューサにより超音波ビームを形成して被検体に向けて送信すると共に、被検体から反射される超音波エコーを受信する超音波用探触子と、該超音波用探触子に供給される複数の駆動信号に遅延を与えることにより、超音波用探触子から送信される複数の超音波ビームによって被検体を走査させる送信側信号処理手段と、所定の期間内に送信される複数の超音波ビームが互いに為す角度であるビーム間隔をフレームごとに変更するように、送信側信号処理手段を制御する制御手段と、超音波エコーを受信することによって得られる複数の検出信号を処理する受信側信号処理手段と、該受信側信号処理手段によって処理された信号をフレームごとに記憶する記憶手段とを具備する。
【００１０】
また、本発明に係る超音波撮像方法は、複数の駆動信号に従ってそれぞれ動作する複数の超音波トランスデューサにより超音波ビームを形成して被検体に送信すると共に、被検体から反射されて生じる超音波エコーを受信する超音波用探触子を用いて被検体を撮像する超音波撮像方法であって、所定の期間内に超音波ビームを送信することによって被検体を走査すると共に、複数の超音波ビームが互いに為す角度であるビーム間隔をフレームごとに変更し、超音波エコーを受信することによって得られる複数の検出信号を処理することにより、複数種類の画像データを得るステップ（ａ）と、ステップ（ａ）において得られた複数種類の信号に基づいて、合成画像を表す画像データを生成するステップ（ｂ）とを具備する。
【００１１】
本発明によれば、所定の期間内に送信される複数の超音波ビームが互いに為す角度を、フレームごとに変更しながら被検体を走査するので、クロストークによる影響が低減された良質な超音波画像を高速に取得することができる。
【００１２】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の実施形態について、図面を参照しつつ詳細に説明する。なお、同一の構成要素には同一の参照番号を付して、説明を省略する。
図１は、本発明の第１の実施形態に係る超音波撮像装置の構成を示すブロック図である。この超音波撮像装置は、例えば、人体等の診察用の超音波診断装置や工業用の探傷装置として用いられる。
【００１３】
図１に示すように、この超音波撮像装置は、被検体に当接させて用いられる超音波用探触子１０を有している。超音波用探触子１０は、超音波の送受信機能を有する複数個（Ｎ×Ｎ＝Ｎ^２個）の超音波トランスデューサ１１を含む、いわゆる２次元トランスデューサアレイである。超音波用探触子１０においては、複数の超音波トランスデューサ１１が、例えば、Ｎ行Ｎ列の２次元マトリックスに配列されている。超音波トランスデューサ１１としては、例えば、ＰＺＴ（Ｐｂ（ｌｅａｄ）ｚｉｒｃｏｎａｔｅｔｉｔａｎａｔｅ：チタン酸ジルコン酸鉛）等のセラミック圧電材やＰＶＤＦ（ｐｏｌｙｖｉｎｙｌｄｉｆｌｕｏｒｉｄｅ：ポリフッ化ビニリデン）等の高分子圧電材を材料とする圧電素子が用いられる。
【００１４】
本実施形態においては、１つの超音波トランスデューサが超音波の送信と受信の両方に用いられるが、超音波の送信と受信のために別々の超音波トランスデューサを備えるようにしても良い。例えば、超音波の送信素子として、上記の圧電素子を用い、超音波の受信素子として、微細な光ファイバーの先端にそれぞれ形成されたファブリーペロー共振器（ＦＰＲと略称）又はファイバーブラッググレーティング等を用い、これらを組み合わせて超音波用探触子１０を構成しても良い。なお、本実施形態においては２次元トランスデューサアレイを用いているが、これ以外に、１次元、又は、１．５次元等のトランスデューサアレイを用いても良い。
【００１５】
Ｎ^２個の超音波トランスデューサ１１には、Ｎ^２個のパルサ回路１２、及び、レシーバ１４がそれぞれ接続されている。
各パルサ回路１２は、発火タイミングコントローラ２５の出力信号に基づいて励振して、超音波用探触子１０の対応する超音波トランスデューサ１１に駆動信号を出力する。各超音波トランスデューサ１１は、パルサ回路１２から入力された駆動信号に基づいて超音波パルスを被検体に送信し、被検体から反射された超音波パルスを受信して検出信号を出力する。これらのパルサ回路としては、高い繰り返し周期（例えば、３ＭＨｚ〜１０ＭＨｚ）で連続的に駆動信号を出力できる高速パルサ回路を用いることが望ましい。
【００１６】
各レシーバ１４は、プリアンプ１５、ＴＧＣ（ｔｉｍｅｇａｉｎｃｏｍｐｅｎｓａｔｉｏｎ：時間利得補償）増幅器１６及びＡ／Ｄコンバータ１７を備えている。各超音波トランスデューサ１１から出力された検出信号は、対応するレシーバ１４に含まれるプリアンプ１５及びＴＧＣ増幅器１６においてアナログ処理を施される。このアナログ処理により、これらの検出信号のレベルが、Ａ／Ｄコンバータ１７の入力信号レベルに整合される。ＴＧＣ増幅器１６から出力されたアナログ信号は、Ａ／Ｄコンバータ１７によってそれぞれディジタル信号（データ）に変換される。
【００１７】
また、この超音波撮像装置は、システム制御部２０と、メモリ２１と、位相整合演算部２２と、表示画像演算部２３と、発火タイミングコントローラ２５と、画像合成部２６と、画像メモリ２７とを含んでいる。システム制御部２０は、この超音波撮像装置の各部を制御している。
【００１８】
発火タイミングコントローラ２５には、各パルサ回路１２が接続されている。発火タイミングコントローラ２５は、各パルサ回路１２を励振するための信号を出力する。本実施形態においては、発火タイミングコントローラ２５は、電子回路によって構成されているが、パターンジェネレータ等によって構成されても良い。発火タイミングコントローラ２５の制御により、超音波用探触子１０から送信された超音波ビームの最大撮像深度からのエコーの到達時間内に、複数方向に向けて超音波ビームを送信するための発火タイミングの管理が可能となる。また、発火タイミングコントローラ２５の制御により、所望の径を有する超音波ビームを所望の方向に送信することが可能となる。
【００１９】
メモリ２１には、各レシーバ１４が接続されている。メモリ２１は、各レシーバ１４のＡ／Ｄコンバータ１７から出力された検出データを一時記憶する。
位相整合演算部２２は、メモリ２１に記憶されている検出データの位相を整合するために演算処理を行う。位相整合演算部２２は、図１においては１個のブロックで示されているが、送信ビームの数に対応して複数の系統が設けられている。位相整合演算部２２の各系統は、シフトレジスタ遅延線、ディジタル微小遅延器、若しくは、ＣＰＵ（ｃｅｎｔｒａｌｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇｕｎｉｔ：中央演算装置）とソフトウエア、又は、これらの組み合わせによって構成されている。
【００２０】
ここで、位相整合演算部２２による受信ビームフォーミングは次のように行われる。位相整合演算部２２の各系統は、各超音波トランスデューサ１１から出力される検出信号に基づいて得られた一連の検出データに所定の遅延を与える。これにより、複数の超音波トランスデューサ１１を用いて得られた複数の検出データの位相が整合される。さらに、位相整合演算部２２は、これらの検出データをディジタル加算する。このように、複数の系統を有する位相整合演算部２２を用いることにより、被検体内の複数の方向に関する受信フォーカスを同時に達成することができる。
【００２１】
表示画像演算部２３は、位相整合演算部２２から出力されたデータに対して、検出波形の検波や、画像データへの変換や、所定の画像処理を施し、さらに、走査フォーマットの変換を行う。これにより、音線データ空間の画像データが物理空間の画像データに変換される。
【００２２】
画像合成部２６は、表示画像演算部２３において得られた複数種類の画像データを用いて、合成画像データを生成する。また、画像合成部２６は、複数枚の合成画像データから、ある体積についてのデータであるボクセルデータを生成し、３次元画像の表示を行うための演算を行う。
画像合成部２６には、画像メモリ２７が接続されている。画像メモリ２７は、表示画像演算部２３から出力され、画像合成部２６において画像合成を行う際に用いられる画像データを記憶する。
【００２３】
画像表示部３０は、画像合成部２６から出力される合成画像データを、Ｄ／Ａ変換によってアナログ信号に変換し、これらの信号に基づいて画像を表示する。
【００２４】
ここで、本実施形態においては、被検体を走査する際にマルチビーム送受信方式を用いている。マルチビーム送受信方式とは、同時に、又は、ほぼ同時に複数の超音波ビームを送信し、受信された複数のエコー信号について、送信ビームにそれぞれ対応する複数の受信焦点を形成するように受信ビームフォーミングを施すことにより、複数の位置に関する画像情報を取得する方式のことである。即ち、図２に示すように、互いに角度θを為す複数の超音波ビームＴＢ１〜ＴＢ４を、被検体内の３次元領域１００に向けて送信する。ここで、以下において、複数の超音波ビームが互いに為す角度θのことを、ビーム間隔という。
【００２５】
図２に示すように、ビーム間隔θを保ちつつ、送信方向を変更しながら超音波ビームの送受信を繰り返すことにより、４つの超音波ビームによって被検体内の３次元領域１００を並行して走査する。このようなマルチビーム送受信方式によれば、径の細い超音波ビームを用いて、被検体を高速に走査することができるので、方位分解能及びサンプリングレートを高めることが可能になる。
【００２６】
しかしながら、マルチビーム送受信方式においては、１つの方向に送信された第１の超音波ビームが反射源に反射されて生じる超音波エコーを受信する際に、他の方向に送信された第２の超音波ビームが反射源に反射されて生じる超音波エコーが同時に受信される場合にクロストークが問題となる。そのため、本実施形態においては、クロストークの影響による画質の低下を抑制するために、ビーム間隔の異なる超音波ビームの組み合わせを用い、１つの撮像領域を複数回走査する。そして、複数回の走査によって得られた複数種類の画像データを合成することによって、１つの超音波画像を表す合成画像データを得ている。
【００２７】
次に、本実施形態に係る超音波撮像装置の動作について、図１、及び、図３〜図５を参照しながら説明する。図３は、本実施形態に係る超音波撮像装置の動作を示すフローチャートである。本実施形態においては、説明を簡単にするために、被検体内の２次元セクタ領域を撮像する場合について説明する。また、撮像対象であるセクタ領域にマルチビーム送信される超音波ビームの数を２つとする。
【００２８】
まず、ステップＳ１において、超音波ビームの第１の組み合わせを用いて超音波撮像を行う。即ち、図４に示すように、ビーム間隔がθ_１である２つの超音波ビームＴＢ１、ＴＢ２をマルチビーム送信することにより、撮像対象であるセクタ領域１１０を走査する。
【００２９】
図１に示すように、複数のパルサ回路１２は、発火タイミングコントローラ２５の制御に従って、複数の駆動信号をそれぞれ出力する。これらの駆動信号により、複数のパルサ回路１２に接続されている複数の超音波トランスデューサ１１がそれぞれ駆動され、複数の超音波パルスが送信される。その際に、Ｎ^２個の超音波トランスデューサ１１の全てから超音波パルスを送信してもよいし、これらＮ^２個のうちのいくつかに限定して超音波パルスを送信してもよい。
【００３０】
複数の超音波トランスデューサから送信された複数の超音波パルスは、互いにθ_１離れた２つの超音波ビームを形成する。これらの送信ビームは、送信方向に存在する反射源に反射され、超音波用探触子１０に受信される。超音波用探触子１０に含まれる複数の超音波トランスデューサ１１は、受信した超音波エコーに基づいて検出信号を出力する。これらの検出信号は、対応するレシーバ１４にそれぞれ入力され、プリアンプ１５及びＴＧＣ増幅器１６においてアナログ処理を施され、Ａ／Ｄコンバータ１７の入力信号レベルに整合される。次に、ＴＧＣ増幅器１６から出力されたアナログ信号は、Ａ／Ｄコンバータ１７によってディジタル信号に変換され、メモリ２１で一旦記憶された後、位相整合演算部２２に入力される。さらに、これらの検出データは、位相整合演算部２２において、受信された超音波エコーが受信焦点を形成するように受信ビームフォーミングを施され、送信ビームに対応する検出データが生成される。
【００３１】
このように、１回目の超音波ビームの送受信を行った後、超音波撮像装置は、ビーム間隔をθ_１に保ったまま送信方向をΔθずつ移動させ、順次送受信を行う。このように超音波ビームを送受信することにより、撮像対象であるセクタ領域に関するフレームデータが取得される。ここで、ビーム間隔θ_１を、撮像対象であるセクタ領域の中心角をマルチビームの本数で割った値に設定することにより、セクタ領域全体を、シングルビームを用いる場合と比較して、マルチビームの本数で割った所要時間で走査することが可能である。
このようにして取得されたフレームデータに基づいて、表示画像演算部２３において第１の画像データが求められ、画像合成部２６を介して画像メモリ２７に記憶される。
【００３２】
次に、ステップＳ２において、超音波ビームの第２の組み合わせを用いて超音波撮像を行う。即ち、図５に示すように、ビーム間隔がθ_２である２つの超音波ビームＴＢ１’、ＴＢ２’をマルチビーム送信することにより、撮像対象であるセクタ領域を走査する。超音波ビームの送受信方法については、ステップＳ１において行われたものと同様である。ここで、図５に示すように、θ_１＜θ_２である場合に、撮像対象であるセクタ領域の一端から順次マルチビーム送信を行うと、ｎ回送信した時点で、超音波ビームＴＢ２’がセクタ領域を外れてしまう。そのような場合には、図６に示すように、ｎ＋１回目以降は超音波ビームＴＢ２’の送信を中止し、残った領域（図６の（ａ）の斜線部分）を超音波ビームＴＢ１’のみ、即ち、シングルビームによって走査する。
このようにして取得されたフレームデータに基づいて、表示画像演算部２３において第２の画像データが求められ、画像合成部２６に入力される。
【００３３】
次に、ステップＳ３において、ステップＳ１において得られた第１の画像データと、ステップＳ２において得られた第２のデータとを合成する。
ここで、図７を参照すると、ステップＳ１及びＳ２において撮像された領域は、Ａ〜Ｃの３領域に分けることができる。領域Ａは、第１及び第２の組み合わせに含まれるそれぞれ含まれる超音波ビームＴＢ１及びＴＢ１’によって、２回に渡って走査された領域である。また、領域Ｃは、第１及び第２の組み合わせにそれぞれ含まれる超音波ビームＴＢ２及びＴＢ２’によって、２回に渡って走査された領域である。さらに、領域Ｂは、第１の組み合わせに含まれる超音波ビームＴＢ１とＴＢ２とによって１回走査された後に、シングルビームによって１回走査された領域である。
【００３４】
領域Ａ及びＣについては、次のようにして画像データが合成される。図８は、ステップＳ１及びＳ２において得られた検出信号（ＲＦ信号）を示している。本実施形態においては、ＲＦ信号のレベルに基づいて、表示画像演算部２３から出力された第１及び第２の画像データ（ビデオ信号）の合成が行われる。
【００３５】
まず、画像合成部２６は、ステップＳ１及びＳ２において得られた第１及び第２の画像データにおいて、互いに対応する領域に関する画像データを比較する。その結果、これらの画像データの内、クロストークが生じていない領域に関するものはほぼ一致する。しかしながら、いずれかの画像データにクロストークが生じている場合には、両者の画像データは一致しない。
【００３６】
例えば、図４に示すように、ビーム間隔θ_１でマルチビーム送信する場合（ステップＳ１）には、２回目の送受信において、反射源ＯＢ１及びＯＢ２に反射されて生じた超音波エコーがほぼ同時に受信されるので、両者の間でクロストークが生じてしまう。一方、図５に示すように、ビーム間隔θ_２でマルチビーム送信する場合（ステップＳ２）には、超音波ビームがこれらの反射源ＯＢ１及びＯＢ２にほぼ同時に反射することはないので、クロストークが生じるおそれはない。そのため、ビーム間隔を変更することによって得られた２種類の検出信号を比較すると、図８に示すように、両者の間に差が現れる。
【００３７】
画像合成部２６は、このように差が生じた領域について、検出信号の波形が送信信号の波形により近似している方の画像データを採用する。なお、検出信号の波形にあまり差が生じない領域については、いずれの画像データを採用しても良い。
【００３８】
また、領域Ｂに関しては、シングルビーム送信することによって得られた画像データが優先して採用される。シングルビーム送信によって被検体を走査した場合には、クロストークが生じるおそれがないからである。
【００３９】
画像合成部２６は、領域Ａ及びＣについては、図８を用いて説明した方法によって採用された画像データを用い、領域Ｂについては、シングルビーム送信によって得られた画像データを用いることにより、１つのセクタ領域に関する合成画像データを生成する。
さらに、画像表示部３０は、このようにして生成された合成画像データに基づいて、画面に超音波画像を表示する。
【００４０】
以上説明したように、本実施形態によれば、クロストークによる影響が低減された良質な超音波画像を高速に取得することができる。例えば、被検体内の３次元領域を４つのマルチビームによって走査する場合には、３次元領域を構成する複数のセクタ領域の各々について２回ずつ走査したとしても、３次元領域全体をシングルビームによって走査する場合に比較して、約２倍の速度で走査することができる。
【００４１】
次に、本発明の第２の実施形態に係る超音波撮像装置について説明する。図９は、本実施形態に係る超音波撮像装置を示すブロック図である。
図９に示すように、本実施形態に係る超音波撮像装置は、画像合成部３６及び画像メモリ３７を有している。本実施形態においては、位相整合部２２において位相整合された検出信号について、画像合成部３６においてＲＦ信号の段階で画像合成処理を行い、その後に、表示画像演算部２３において画像データ（ビデオ信号）に変換している。
【００４２】
即ち、ビーム間隔θ_１でマルチビーム送信することによって得られた検出信号は、信号処理及び位相整合を施された後に画像合成部３６に入力され、画像メモリ３７に記憶される。次に、ビーム間隔θ_２でマルチビーム送信することによって得られた検出信号は、信号処理及び位相整合を施された後に画像合成部３６に入力される。さらに、画像合成部３６は、画像メモリ３７に記憶されている検出信号と後から入力された検出信号とに基づいて画像合成を行い、１つのセクタ領域に関する合成検出信号を生成する。なお、画像合成の方法については、本発明の第１の実施形態におけるものと同様である。さらに、このようにして生成された合成検出信号は、表示画像演算部２３において演算処理を施され、画像表示部３０により画像表示される。
【００４３】
以上の実施形態においては、クロストークの影響による画質の低下を抑制するために、ビーム間隔の異なる超音波ビームの組み合わせを用いて、１つの撮像領域を複数回走査して得られた複数種類のＲＦ信号又は画像データの内のいずれかを選択することによって１つの超音波画像を表す合成画像データを求めるようにしたが、単に複数種類のＲＦ信号の和を求めたり、複数種類の画像データの平均値を算出することによって、１つの超音波画像を表す合成画像データを求めるようにしても良い。
【００４４】
例えば、ある時点において第１のＲＦ信号にクロストーク成分が大きく混入し、別の時点において第２のＲＦ信号にクロストーク成分が大きく混入するような場合に、信号成分の振幅が等しい第１のＲＦ信号と第２のＲＦ信号とを同相で加算すれば、加算された信号成分の振幅は２倍となるが、加算されたクロストーク成分の振幅は大きい方のクロストーク成分の振幅によって概ね決定されるので、クロストークの影響を相対的に低減することができる。
【００４５】
また、第１のＲＦ信号と第２のＲＦ信号においてクロストーク成分の振幅が等しい場合においても、これらのクロストーク成分の位相は揃っていないので、第１のＲＦ信号と第２のＲＦ信号とを加算してもクロストーク成分の振幅は２倍以下となり、クロストークの影響を相対的に低減することができる。なお、このような加算において、ランダムノイズに関するＳＮ比は、理論的には、√２倍（＋３ｄＢ）となる。
【００４６】
このように、複数種類のＲＦ信号の和を求めたり、複数種類の画像データの平均値を算出する場合には、複数種類のＲＦ信号又は画像データの内のいずれを選択するかについての判断は不要となる。
【００４７】
【発明の効果】
以上述べたように、本発明によれば、フレームごとにビーム間隔を変更しながらマルチビーム送信することにより被検体を走査し、それによって得られた複数種類の画像データを合成するので、クロストークによる影響が低減された良質な超音波画像を高速に取得することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の第１の実施形態に係る超音波撮像装置の構成を示すブロック図である。
【図２】被検体内の３次元領域に向けて複数の超音波ビームが送信される様子を示す図である。
【図３】本発明の第１の実施形態に係る超音波撮像装置の動作を示すフローチャートである。
【図４】超音波ビームの第１の組み合わせを用いて被検体を走査する様子を示す図である。
【図５】超音波ビームの第２の組み合わせを用いて被検体を走査する様子を示す図である。
【図６】シングルビームによって走査される領域について説明するための図である。
【図７】被検体を走査する際に用いられる超音波ビームの組み合わせにより、３つの領域に分けられた撮像領域を示す図である。
【図８】フレームデータの合成方法を説明するための図である。
【図９】本発明の第２の実施形態に係る超音波撮像装置を示すブロック図である。
【符号の説明】
１０超音波用探触子
１１超音波トランスデューサ
１２パルサ回路
１４レシーバ
１５プリアンプ
１６ＴＧＣ増幅器
１７Ａ／Ｄコンバータ
２０システム制御部
２１メモリ
２２位相整合演算部
２３画像表示演算部
２４発火タイミングコントローラ
２６、３６画像合成部
２７、３７画像メモリ
３０画像表示部
１００３次元領域
１１０セクタ領域[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to an ultrasonic imaging apparatus and an ultrasonic imaging method used for performing diagnosis and non-destructive inspection of an in vivo organ by transmitting and receiving ultrasonic waves.
[0002]
[Prior art]
In an ultrasonic imaging apparatus used as a medical ultrasonic diagnostic apparatus or an industrial flaw detection apparatus, an ultrasonic probe (probe) including a plurality of ultrasonic transducers having an ultrasonic transmission / reception function is usually used. Used. By using such an ultrasonic probe and scanning the subject with an ultrasonic beam formed by combining ultrasonic waves transmitted from a plurality of ultrasonic transducers, image information about the subject is obtained. can get. Furthermore, an ultrasonic image in a two-dimensional or three-dimensional region of the subject is reproduced based on this image information. As one of scanning methods using such an ultrasonic beam, so-called sector scanning is known in which a fan-shaped two-dimensional region of a subject is scanned in an angular direction.
[0003]
Sector scanning was originally developed as a technique for observing the heart from the intercostal space of the human body. In general, in sector scanning, an ultrasonic beam extending in the depth direction of a subject from a transmission point is sequentially transmitted in a fan shape into the subject, and the fan-shaped two-dimensional region of the subject is equalized by this ultrasonic beam. Scanned at an interval angle. Here, at each angle, image information relating to a plurality of sampling points distributed at equal intervals along the ultrasonic beam along the ultrasonic beam is sampled at regular time intervals. A two-dimensional or three-dimensional ultrasound image obtained based on sampled image information is called a tomographic echocardiogram for the heart.
[0004]
In recent years, it has been studied to obtain an ultrasonic image at a higher sampling rate. For example, in the following Non-Patent Document 1, a single ultrasonic wave is generated by applying a reception focus so as to form a plurality of reception focal points with respect to an ultrasonic echo generated by reflecting one transmission beam to a subject. It is described that image information relating to a plurality of positions of a subject is obtained by transmitting and receiving a beam. However, in this case, an ultrasonic beam having a larger diameter must be transmitted as compared with the case where one reception focus is formed, which causes a problem that the spatial resolution is lowered. Therefore, such a transmission / reception method cannot be applied when obtaining detailed image information in detail.
[0005]
In Patent Document 1 below, an ultrasonic imaging system that uses a two-dimensional transducer array to form a three-dimensional ultrasonic image in real time and simultaneously transmits and receives a plurality of ultrasonic beams is disclosed. Several techniques for removing talk have been disclosed. As a technique for removing the crosstalk, the ultrasonic beam is encoded and transmitted, the main beam is transmitted in a direction in which the side lobe of the adjacent beam becomes zero, the transmission direction of the ultrasonic beam is separated, or a plurality of The use of different center frequencies between the ultrasound beams is mentioned.
[0006]
However, even if the ultrasonic beam is coded, if the number of ultrasonic beams simultaneously transmitted and received increases, it becomes difficult to identify the ultrasonic beam by the code. Further, even if the main beam is transmitted in a direction in which the side lobe of the adjacent beam becomes zero, the side lobe of the adjacent beam is not completely zero in the living body. On the other hand, when separating the transmission direction of the ultrasonic beam, it is difficult to simultaneously transmit and receive many ultrasonic beams. In addition, when using different center frequencies among a plurality of ultrasonic beams, the frequency band of the ultrasonic transducer is limited, and thus the number of ultrasonic beams that are simultaneously transmitted and received is limited.
[0007]
[Patent Document 1]
US Pat. No. 6,179,780 (abstract, FIGS. 7-10)
[Non-Patent Document 1]
Davidsen, J.A.Jensen, S.W. Smith, "Two-DIMENSIONAL RANDOM ARRAYS FOR REAL VOLUMETRIC IMAGEING) ", ULTRASONIC IMAGEING 16, p. 143-163 (1994)
[0008]
[Problems to be solved by the invention]
Therefore, in view of the above points, an object of the present invention is to provide an ultrasonic imaging apparatus and an ultrasonic imaging method capable of acquiring a high-quality ultrasonic image reduced in the influence of crosstalk at high speed. .
[0009]
[Means for Solving the Problems]
In order to solve the above problems, an ultrasonic imaging apparatus according to the present invention forms an ultrasonic beam by a plurality of ultrasonic transducers that operate according to a plurality of drive signals, transmits the ultrasonic beam toward the subject, and the subject. An ultrasonic probe that receives an ultrasonic echo reflected from the ultrasonic probe, and a plurality of drive signals that are supplied to the ultrasonic probe are delayed to be transmitted from the ultrasonic probe. The transmission side signal processing means for scanning the subject with a plurality of ultrasonic beams, and the transmission side so that the beam interval, which is an angle between the plurality of ultrasonic beams transmitted within a predetermined period, is changed for each frame. Control means for controlling the signal processing means, reception-side signal processing means for processing a plurality of detection signals obtained by receiving ultrasonic echoes, and processing by the reception-side signal processing means. The signal includes a memory means for storing for each frame.
[0010]
Further, the ultrasonic imaging method according to the present invention forms an ultrasonic beam by a plurality of ultrasonic transducers that operate according to a plurality of drive signals, transmits the ultrasonic beam to the subject, and generates an ultrasonic echo reflected from the subject. An ultrasonic imaging method for imaging a subject using an ultrasonic probe that receives a signal, wherein the subject is scanned by transmitting an ultrasonic beam within a predetermined period, and a plurality of ultrasonic beams (A) and (a) obtaining a plurality of types of image data by processing a plurality of detection signals obtained by receiving an ultrasonic echo by changing a beam interval, which is an angle formed by each other, for each frame. and (b) generating image data representing a composite image based on a plurality of types of signals obtained in a).
[0011]
According to the present invention, since the subject is scanned while changing the angle formed by a plurality of ultrasonic beams transmitted within a predetermined period for each frame, high-quality ultrasonic waves in which the influence of crosstalk is reduced is reduced. Images can be acquired at high speed.
[0012]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
Hereinafter, embodiments of the present invention will be described in detail with reference to the drawings. The same constituent elements are denoted by the same reference numerals, and the description thereof is omitted.
FIG. 1 is a block diagram showing the configuration of the ultrasonic imaging apparatus according to the first embodiment of the present invention. This ultrasonic imaging apparatus is used as, for example, an ultrasonic diagnostic apparatus for medical examination of a human body or an industrial flaw detection apparatus.
[0013]
As shown in FIG. 1, this ultrasonic imaging apparatus has an ultrasonic probe 10 used in contact with a subject. The ultrasonic probe 10 is a so-called two-dimensional transducer array including a plurality (N × N = N ² ) of ultrasonic transducers 11 having an ultrasonic transmission / reception function. In the ultrasonic probe 10, a plurality of ultrasonic transducers 11 are arranged in a two-dimensional matrix of N rows and N columns, for example. As the ultrasonic transducer 11, for example, a piezoelectric material made of a ceramic piezoelectric material such as PZT (Pb (lead) zirconate titanate) or a polymeric piezoelectric material such as PVDF (polyvinyl difluoride) is used. An element is used.
[0014]
In the present embodiment, one ultrasonic transducer is used for both transmission and reception of ultrasonic waves. However, separate ultrasonic transducers may be provided for transmission and reception of ultrasonic waves. For example, the piezoelectric element is used as an ultrasonic transmission element, and a Fabry-Perot resonator (abbreviated as FPR) or a fiber Bragg grating formed at the tip of a fine optical fiber is used as an ultrasonic reception element. The ultrasonic probe 10 may be configured by combining these. In the present embodiment, a two-dimensional transducer array is used, but in addition to this, a one-dimensional or 1.5-dimensional transducer array may be used.
[0015]
N ² pulsar circuits 12 and a receiver 14 are connected to the N ² ultrasonic transducers 11, respectively.
Each pulser circuit 12 excites based on the output signal of the ignition timing controller 25 and outputs a drive signal to the corresponding ultrasonic transducer 11 of the ultrasonic probe 10. Each ultrasonic transducer 11 transmits an ultrasonic pulse to the subject based on the drive signal input from the pulsar circuit 12, receives the ultrasonic pulse reflected from the subject, and outputs a detection signal. As these pulser circuits, it is desirable to use a high-speed pulser circuit that can continuously output a drive signal at a high repetition period (for example, 3 MHz to 10 MHz).
[0016]
Each receiver 14 includes a preamplifier 15, a TGC (time gain compensation) amplifier 16, and an A / D converter 17. The detection signal output from each ultrasonic transducer 11 is subjected to analog processing in the preamplifier 15 and the TGC amplifier 16 included in the corresponding receiver 14. By this analog processing, the levels of these detection signals are matched with the input signal level of the A / D converter 17. The analog signals output from the TGC amplifier 16 are converted into digital signals (data) by the A / D converter 17, respectively.
[0017]
The ultrasonic imaging apparatus includes a system control unit 20, a memory 21, a phase matching calculation unit 22, a display image calculation unit 23, an ignition timing controller 25, an image synthesis unit 26, and an image memory 27. Contains. The system control unit 20 controls each unit of the ultrasonic imaging apparatus.
[0018]
Each pulser circuit 12 is connected to the ignition timing controller 25. The ignition timing controller 25 outputs a signal for exciting each pulser circuit 12. In the present embodiment, the ignition timing controller 25 is configured by an electronic circuit, but may be configured by a pattern generator or the like. The ignition timing for transmitting the ultrasonic beam in a plurality of directions within the arrival time of the echo from the maximum imaging depth of the ultrasonic beam transmitted from the ultrasonic probe 10 by the control of the ignition timing controller 25. Can be managed. In addition, the control of the ignition timing controller 25 makes it possible to transmit an ultrasonic beam having a desired diameter in a desired direction.
[0019]
Each receiver 14 is connected to the memory 21. The memory 21 temporarily stores the detection data output from the A / D converter 17 of each receiver 14.
The phase matching calculation unit 22 performs calculation processing to match the phase of the detection data stored in the memory 21. Although the phase matching calculation unit 22 is shown as one block in FIG. 1, a plurality of systems are provided corresponding to the number of transmission beams. Each system of the phase matching operation unit 22 is configured by a shift register delay line, a digital minute delay device, a CPU (central processing unit) and software, or a combination thereof.
[0020]
Here, reception beam forming by the phase matching calculation unit 22 is performed as follows. Each system of the phase matching calculation unit 22 gives a predetermined delay to a series of detection data obtained based on the detection signal output from each ultrasonic transducer 11. As a result, the phases of the plurality of detection data obtained using the plurality of ultrasonic transducers 11 are matched. Further, the phase matching calculation unit 22 digitally adds these detection data. In this way, by using the phase matching calculation unit 22 having a plurality of systems, it is possible to simultaneously achieve reception focus in a plurality of directions within the subject.
[0021]
The display image calculation unit 23 performs detection waveform detection, conversion to image data, predetermined image processing, and scanning format conversion on the data output from the phase matching calculation unit 22. Thereby, the image data in the sound ray data space is converted into image data in the physical space.
[0022]
The image composition unit 26 generates composite image data using a plurality of types of image data obtained by the display image calculation unit 23. In addition, the image composition unit 26 generates voxel data that is data about a certain volume from a plurality of composite image data, and performs an operation for displaying a three-dimensional image.
An image memory 27 is connected to the image composition unit 26. The image memory 27 stores image data output from the display image calculation unit 23 and used when the image composition unit 26 performs image composition.
[0023]
The image display unit 30 converts the combined image data output from the image combining unit 26 into an analog signal by D / A conversion, and displays an image based on these signals.
[0024]
Here, in the present embodiment, the multi-beam transmission / reception method is used when scanning the subject. In the multi-beam transmission / reception system, a plurality of ultrasonic beams are transmitted at the same time or almost at the same time, and a plurality of received echo signals are formed so as to form a plurality of reception focal points corresponding to the transmission beams. This is a method for acquiring image information relating to a plurality of positions. That is, as shown in FIG. 2, a plurality of ultrasonic beams TB1 to TB4 having an angle θ with respect to each other are transmitted toward the three-dimensional region 100 in the subject. Here, in the following, the angle θ between a plurality of ultrasonic beams is referred to as a beam interval.
[0025]
As shown in FIG. 2, by repeating transmission and reception of ultrasonic beams while changing the transmission direction while maintaining the beam interval θ, the three-dimensional region 100 in the subject is scanned in parallel by the four ultrasonic beams. . According to such a multi-beam transmission / reception system, an object can be scanned at high speed using an ultrasonic beam having a small diameter, so that the azimuth resolution and the sampling rate can be increased.
[0026]
However, in the multi-beam transmission / reception method, when receiving the ultrasonic echo generated by the reflection of the first ultrasonic beam transmitted in one direction by the reflection source, the second ultrasonic signal transmitted in the other direction is received. Crosstalk becomes a problem when ultrasonic echoes generated by reflection of a sound beam by a reflection source are received simultaneously. For this reason, in the present embodiment, in order to suppress deterioration in image quality due to the influence of crosstalk, a combination of ultrasonic beams having different beam intervals is used, and one imaging region is scanned a plurality of times. Then, synthesized image data representing one ultrasonic image is obtained by synthesizing a plurality of types of image data obtained by a plurality of scans.
[0027]
Next, the operation of the ultrasonic imaging apparatus according to the present embodiment will be described with reference to FIG. 1 and FIGS. FIG. 3 is a flowchart showing the operation of the ultrasonic imaging apparatus according to this embodiment. In the present embodiment, in order to simplify the description, a case where a two-dimensional sector region in a subject is imaged will be described. In addition, the number of ultrasonic beams transmitted in multi-beams to the sector area to be imaged is two.
[0028]
First, in step S1, ultrasonic imaging is performed using the first combination of ultrasonic beams. That is, as shown in FIG. 4, the two ultrasonic beams TB1 and TB2 whose beam interval is θ ₁ are transmitted by multi-beams, thereby scanning the sector region 110 that is the imaging target.
[0029]
As shown in FIG. 1, the plurality of pulsar circuits 12 each output a plurality of drive signals according to the control of the ignition timing controller 25. With these drive signals, the plurality of ultrasonic transducers 11 connected to the plurality of pulser circuits 12 are respectively driven, and a plurality of ultrasonic pulses are transmitted. At that time, an ultrasonic pulse may be transmitted from all of the N ² ultrasonic transducers 11, or an ultrasonic pulse may be transmitted limited to some of these N ² ultrasonic transducers.
[0030]
The plurality of ultrasonic pulses transmitted from the plurality of ultrasonic transducers form two ultrasonic beams separated by θ ₁ from each other. These transmission beams are reflected by a reflection source existing in the transmission direction and received by the ultrasonic probe 10. The plurality of ultrasonic transducers 11 included in the ultrasonic probe 10 output detection signals based on the received ultrasonic echoes. These detection signals are respectively input to the corresponding receivers 14, subjected to analog processing in the preamplifier 15 and the TGC amplifier 16, and matched with the input signal level of the A / D converter 17. Next, the analog signal output from the TGC amplifier 16 is converted into a digital signal by the A / D converter 17, temporarily stored in the memory 21, and then input to the phase matching calculation unit 22. Further, these detection data are subjected to reception beam forming in the phase matching calculation unit 22 so that the received ultrasonic echoes form a reception focus, and detection data corresponding to the transmission beam is generated.
[0031]
In this manner, after performing the first transmission / reception of the ultrasonic beam, the ultrasonic imaging apparatus sequentially performs transmission / reception by moving the transmission direction by Δθ while maintaining the beam interval at θ ₁ . By transmitting and receiving the ultrasonic beam in this way, frame data relating to the sector area to be imaged is acquired. Here, by setting the beam interval θ ₁ to a value obtained by dividing the central angle of the sector area to be imaged by the number of multi-beams, the entire sector area is compared with the case of using a single beam. It is possible to scan in the required time divided by the number of.
Based on the frame data acquired in this way, the first image data is obtained by the display image calculation unit 23 and stored in the image memory 27 via the image synthesis unit 26.
[0032]
Next, in step S2, ultrasonic imaging is performed using the second combination of ultrasonic beams. That is, as shown in FIG. 5, the two ultrasonic beams TB1 ′ and TB2 ′ having the beam interval θ ₂ are transmitted by multi-beams, thereby scanning the sector area to be imaged. The ultrasonic beam transmission / reception method is the same as that performed in step S1. Here, as shown in FIG. 5, when θ ₁ <θ ₂ , if multi-beam transmission is sequentially performed from one end of the sector area to be imaged, the ultrasonic beam TB 2 ′ is transmitted at the time of transmission n times. It will be out of the sector area. In such a case, as shown in FIG. 6, the transmission of the ultrasonic beam TB2 ′ is stopped after the (n + 1) th time, and the remaining region (the hatched portion in FIG. 6A) is the only ultrasonic beam TB1 ′. That is, scanning is performed by a single beam.
Based on the frame data acquired in this way, the second image data is obtained by the display image calculation unit 23 and input to the image composition unit 26.
[0033]
Next, in step S3, the first image data obtained in step S1 and the second data obtained in step S2 are synthesized.
Here, referring to FIG. 7, the area imaged in steps S1 and S2 can be divided into three areas A to C. The area A is an area scanned twice by the ultrasonic beams TB1 and TB1 ′ included in the first and second combinations, respectively. The region C is a region scanned twice by the ultrasonic beams TB2 and TB2 ′ included in the first and second combinations, respectively. Further, the region B is a region scanned once by the single beam after being scanned once by the ultrasonic beams TB1 and TB2 included in the first combination.
[0034]
For regions A and C, image data is synthesized as follows. FIG. 8 shows the detection signals (RF signals) obtained in steps S1 and S2. In the present embodiment, the first and second image data (video signal) output from the display image calculation unit 23 is synthesized based on the level of the RF signal.
[0035]
First, the image synthesizing unit 26 compares the image data relating to regions corresponding to each other in the first and second image data obtained in steps S1 and S2. As a result, among these image data, those related to a region where crosstalk does not occur substantially match. However, when crosstalk occurs in any one of the image data, the two image data do not match.
[0036]
For example, as shown in FIG. 4, when multi-beam transmission is performed with the beam interval θ ₁ (step S1), the ultrasonic echoes reflected by the reflection sources OB1 and OB2 are received almost simultaneously in the second transmission / reception. As a result, crosstalk occurs between the two. On the other hand, as shown in FIG. 5, when the multi-beam transmission is performed with the beam interval θ ₂ (step S2), since the ultrasonic beam is not reflected almost simultaneously to the reflection sources OB1 and OB2, crosstalk occurs. There is no risk of it occurring. Therefore, when two types of detection signals obtained by changing the beam interval are compared, a difference appears between the two as shown in FIG.
[0037]
The image composition unit 26 employs the image data in which the waveform of the detection signal is approximated by the waveform of the transmission signal in the region where the difference occurs as described above. It should be noted that any image data may be adopted for a region where there is not much difference in the waveform of the detection signal.
[0038]
For the area B, image data obtained by single beam transmission is preferentially adopted. This is because there is no possibility of crosstalk when the subject is scanned by single beam transmission.
[0039]
The image composition unit 26 uses the image data adopted by the method described with reference to FIG. 8 for the regions A and C, and uses the image data obtained by the single beam transmission for the region B, thereby obtaining 1 Composite image data relating to one sector area is generated.
Furthermore, the image display unit 30 displays an ultrasonic image on the screen based on the composite image data generated in this way.
[0040]
As described above, according to the present embodiment, it is possible to acquire a high-quality ultrasonic image in which the influence of crosstalk is reduced at high speed. For example, when a three-dimensional region in a subject is scanned with four multi-beams, the entire three-dimensional region is scanned with a single beam even if the plurality of sector regions constituting the three-dimensional region are scanned twice. Compared to scanning, scanning can be performed at about twice the speed.
[0041]
Next, an ultrasonic imaging apparatus according to the second embodiment of the present invention will be described. FIG. 9 is a block diagram showing the ultrasonic imaging apparatus according to this embodiment.
As shown in FIG. 9, the ultrasonic imaging apparatus according to the present embodiment includes an image composition unit 36 and an image memory 37. In this embodiment, the detection signal phase-matched by the phase matching unit 22 is subjected to image synthesis processing at the RF signal stage in the image synthesis unit 36, and then image data (video signal) is displayed in the display image calculation unit 23. Has been converted.
[0042]
That is, the detection signal obtained by performing multi-beam transmission at the beam interval θ ₁ is subjected to signal processing and phase matching and then input to the image composition unit 36 and stored in the image memory 37. Next, the detection signal obtained by performing multi-beam transmission at the beam interval θ ₂ is input to the image composition unit 36 after being subjected to signal processing and phase matching. Further, the image composition unit 36 performs image composition based on the detection signal stored in the image memory 37 and the detection signal input later, and generates a composite detection signal for one sector region. Note that the image composition method is the same as that in the first embodiment of the present invention. Further, the composite detection signal generated in this way is subjected to a calculation process in the display image calculation unit 23 and is displayed on the image display unit 30.
[0043]
In the above embodiment, in order to suppress deterioration in image quality due to the influence of crosstalk, a plurality of types obtained by scanning one imaging region a plurality of times using a combination of ultrasonic beams having different beam intervals. The composite image data representing one ultrasonic image is obtained by selecting either the RF signal or the image data, but the sum of a plurality of types of RF signals is simply obtained, You may make it obtain | require synthetic | combination image data showing one ultrasonic image by calculating an average value.
[0044]
For example, when a large amount of crosstalk component is mixed in the first RF signal at a certain time and a large amount of crosstalk component is mixed in the second RF signal at another time, the first signal signal having the same amplitude is used. If the RF signal and the second RF signal are added in phase, the amplitude of the added signal component is doubled, but the amplitude of the added crosstalk component is largely determined by the amplitude of the larger crosstalk component. Therefore, the influence of crosstalk can be relatively reduced.
[0045]
Further, even when the amplitudes of the crosstalk components are the same in the first RF signal and the second RF signal, the phases of these crosstalk components are not aligned, so the first RF signal and the second RF signal Even if is added, the amplitude of the crosstalk component becomes twice or less, and the influence of crosstalk can be relatively reduced. In addition, in such addition, the SN ratio related to random noise is theoretically √2 times (+3 dB).
[0046]
As described above, when calculating the sum of a plurality of types of RF signals or calculating an average value of a plurality of types of image data, the determination as to which of the plurality of types of RF signals or image data is to be selected is performed. It becomes unnecessary.
[0047]
【The invention's effect】
As described above, according to the present invention, the object is scanned by multibeam transmission while changing the beam interval for each frame, and a plurality of types of image data obtained thereby are synthesized. It is possible to acquire a high-quality ultrasonic image in which the influence of is reduced at high speed.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a block diagram showing a configuration of an ultrasonic imaging apparatus according to a first embodiment of the present invention.
FIG. 2 is a diagram illustrating a state in which a plurality of ultrasonic beams are transmitted toward a three-dimensional region in a subject.
FIG. 3 is a flowchart showing an operation of the ultrasonic imaging apparatus according to the first embodiment of the present invention.
FIG. 4 is a diagram illustrating a state in which a subject is scanned using a first combination of ultrasonic beams.
FIG. 5 is a diagram illustrating a state in which a subject is scanned using a second combination of ultrasonic beams.
FIG. 6 is a diagram for explaining a region scanned by a single beam.
FIG. 7 is a diagram illustrating an imaging region divided into three regions by a combination of ultrasonic beams used when scanning a subject.
FIG. 8 is a diagram for explaining a frame data synthesis method;
FIG. 9 is a block diagram showing an ultrasonic imaging apparatus according to a second embodiment of the present invention.
[Explanation of symbols]
DESCRIPTION OF SYMBOLS 10 Ultrasonic probe 11 Ultrasonic transducer 12 Pulsar circuit 14 Receiver 15 Preamplifier 16 TGC amplifier 17 A / D converter 20 System control part 21 Memory 22 Phase matching calculation part 23 Image display calculation part 24 Ignition timing controller 26, 36 Image Composition unit 27, 37 Image memory 30 Image display unit 100 Three-dimensional region 110 Sector region

Claims

An ultrasonic imaging device comprising:
An ultrasonic probe that forms an ultrasonic beam by a plurality of ultrasonic transducers that operate according to a plurality of drive signals, transmits the ultrasonic beam toward the subject, and receives an ultrasonic echo reflected from the subject; and
Transmission-side signal processing means for scanning a subject with a plurality of ultrasonic beams transmitted from the ultrasonic probe by delaying a plurality of drive signals supplied to the ultrasonic probe; ,
Control means for controlling the transmission side signal processing means so as to change the beam interval, which is an angle formed by a plurality of ultrasonic beams transmitted within a predetermined period, for each frame;
Receiving-side signal processing means for processing a plurality of detection signals obtained by receiving an ultrasonic echo;
Storage means for storing the signal processed by the reception side signal processing means for each frame;
An ultrasonic imaging apparatus comprising:

The ultrasonic imaging apparatus according to claim 1, further comprising a combining unit that generates image data representing a combined image based on a plurality of types of signals obtained by changing the beam interval.

While the control means scans a predetermined imaging region by transmitting a plurality of ultrasonic beams within a predetermined period, at least one ultrasonic beam among the plurality of ultrasonic beams is the predetermined ultrasonic beam. The transmission-side signal processing means is controlled to scan the remaining area using another ultrasonic beam when it deviates from the imaging area of
The synthesizing unit generates image data representing a synthesized image by preferentially adopting a signal obtained by scanning the subject using the other ultrasonic beam.
The ultrasonic imaging apparatus according to claim 2.

Using an ultrasonic probe that forms an ultrasonic beam by a plurality of ultrasonic transducers that operate according to a plurality of drive signals, transmits the ultrasonic beam to the subject, and receives an ultrasonic echo reflected from the subject. An ultrasonic imaging method for imaging a subject,
Obtained by scanning an object by transmitting an ultrasonic beam within a predetermined period, changing the beam interval, which is an angle between the plurality of ultrasonic beams, for each frame, and receiving an ultrasonic echo (A) obtaining a plurality of types of image data by processing a plurality of detection signals generated;
A step (b) of generating image data representing a composite image based on a plurality of types of signals obtained in step (a);
An ultrasonic imaging method comprising:

While step (a) scans a predetermined imaging area by transmitting a plurality of ultrasonic beams within a predetermined period, at least one ultrasonic beam of the plurality of ultrasonic beams Scanning the remaining imaging area with other ultrasound beams when deviating from the imaging area;
Step (b) includes generating image data representing a composite image by preferentially adopting a signal obtained by scanning the subject using the other ultrasonic beam.
The ultrasonic imaging method according to claim 4.