JP3397734B2 - 信号集束遅延方法 - Google Patents

信号集束遅延方法

Info

Publication number
JP3397734B2
JP3397734B2 JP34801399A JP34801399A JP3397734B2 JP 3397734 B2 JP3397734 B2 JP 3397734B2 JP 34801399 A JP34801399 A JP 34801399A JP 34801399 A JP34801399 A JP 34801399A JP 3397734 B2 JP3397734 B2 JP 3397734B2
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
ultrasonic
focusing
signal
delay
curve
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.)
Expired - Lifetime
Application number
JP34801399A
Other languages
English (en)
Other versions
JP2000166925A (ja
Inventor
▲武▼ 鎬 ▲裴▼
根 ▲鄭▼木
Original Assignee
メディソン カンパニー リミテッド
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by メディソン カンパニー リミテッド filed Critical メディソン カンパニー リミテッド
Publication of JP2000166925A publication Critical patent/JP2000166925A/ja
Application granted granted Critical
Publication of JP3397734B2 publication Critical patent/JP3397734B2/ja
Anticipated expiration legal-status Critical
Expired - Lifetime legal-status Critical Current

Links

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • G—PHYSICS
    • G10—MUSICAL INSTRUMENTS; ACOUSTICS
    • G10K—SOUND-PRODUCING DEVICES; METHODS OR DEVICES FOR PROTECTING AGAINST, OR FOR DAMPING, NOISE OR OTHER ACOUSTIC WAVES IN GENERAL; ACOUSTICS NOT OTHERWISE PROVIDED FOR
    • G10K11/00—Methods or devices for transmitting, conducting or directing sound in general; Methods or devices for protecting against, or for damping, noise or other acoustic waves in general
    • G10K11/18—Methods or devices for transmitting, conducting or directing sound
    • G10K11/26—Sound-focusing or directing, e.g. scanning
    • G10K11/34—Sound-focusing or directing, e.g. scanning using electrical steering of transducer arrays, e.g. beam steering
    • G10K11/341—Circuits therefor
    • G10K11/346—Circuits therefor using phase variation
    • 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

  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Computer Networks & Wireless Communication (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Radar, Positioning & Navigation (AREA)
  • Remote Sensing (AREA)
  • Acoustics & Sound (AREA)
  • Multimedia (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Ultra Sonic Daignosis Equipment (AREA)
  • Measurement Of Velocity Or Position Using Acoustic Or Ultrasonic Waves (AREA)
  • Investigating Or Analyzing Materials By The Use Of Ultrasonic Waves (AREA)

Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は対象体から反射され
受信される超音波信号を集束する方法に係り、特に受信
する超音波信号の集束遅延時間を調節して解像度を最大
化する超音波映像化システムにおける信号集束方法に関
する。
【０００２】
【従来の技術】一般に、超音波映像化システムは超音波
信号を検査しようとする対象体に発射し、対象体の不連
続面から反射されて戻ってくる超音波信号を受信した
後、その受信された超音波信号を電気的信号に変換して
所定の映像装置に出力することにより対象体の内部状態
を検査する。このような超音波映像化システムは医療診
断用、非破壊検査及び水中探索などに多用されている。
このような超音波映像化システムの機能を向上させる重
要な要因中の一つは解像度であり、この解像度を改善す
るための開発が根強く進行しつつある。最近の超音波映
像化システムにおいては解像度を向上させるために配列
変換器（array transducer）を使用し、電気的信号処理
で送受信集束を行なうことが一般化されている。図面を
参照して超音波信号を集束する方法を説明する。
【０００３】図１は配列変換器を用いた超音波信号の送
受信を示す図面である。多数の変換素子を含んだ配列変
換器は電気的なパルス信号を超音波信号に変換して対象
体の集束点（focal point）に発射する。すると、超音
波信号は対象体の多数の不連続面から反射され、反射さ
れた信号は配列変換器に入射される。対象体に多数の不
連続境界面が存する場合、各境界面における超音波信号
は順次に反射されて配列変換器に入射される。対象体か
ら反射され配列変換器に入射される超音波信号は各変換
素子の位置によって達する時間が各々違う。
【０００４】図１に示した通り、配列変換器の中央に位
置した変換素子＃０はＳ０の距離を進行して集束点から
反射されて戻ってくる超音波信号を受信する。ところ
が、ｎ番目変換素子＃ｎはＳｎ（Ｓｎ＝Ｓ０＋ΔＳｎ）
の距離を進行して戻ってきた超音波信号を受信するの
で、中央の変換素子＃０よりΔＳｎの距離ほどの時間が
遅延して達する。即ち、中央の変換素子から遠く離れた
変換素子ほど超音波信号が変換素子に達する時間が伸び
る。このように、相異なる時間に入射する超音波信号は
各変換素子で電気的な信号に変換される。したがって、
各変換素子から出力される電気的な信号を集束するため
には前述した時間差に応じて各々遅らせて補償すべきで
ある。
【０００５】図２は超音波信号の受信時の集束を示す図
面である。配列変換器の変換素子にそれぞれ入射された
超音波信号は変換素子に達した時間順に遅延器に印加さ
れる。遅延器は最先に印加された超音波信号から進行し
た距離による時間差を付加して超音波信号を遅らせて出
力する。従って、図２に示された通り、遅延器を通過し
た超音波信号の位相が一列に整列される。加算器は位相
が一列に整列された超音波信号を全て加算する。する
と、集束点から出発した超音波信号が同じ時間に全ての
変換素子に到達したようになる。このような信号は位相
が同じ状態になるので、超音波が合流する地点では超音
波の振幅が最大になる。しかし、この点以外の箇所では
信号が同じ時間に達しないため、位相も各々変わってお
互い相殺されるので信号が弱まる。
【０００６】以上のような遅延を次の数学式でさらに詳
しく説明する。超音波信号の集束時配列型変換器の中央
の変換素子＃０から変換素子＃ｎとの距離をｘｎとすれ
ば、到達遅延距離ΔＳｎは次の数学式１で計算される。
【０００７】
【数１】 ΔＳｎ＝Ｓｎ−Ｓ0＝（Ｓ０ ２＋ｘ０ ２）1/2−Ｓ０ ここで、Ｓｎは集束点から変換素子＃ｎまでの距離を、
Ｓ０は変換素子＃０までの距離を示す。そして、配列変
換器の中央の変換素子＃０に対してｎ番目変換素子＃ｎ
の到達遅延時間Δｔｄｎは次の数学式２で計算される。
【０００８】
【数２】Δｔｄｎ＝ΔＳｎ／Ｃ0 ここで、Ｃ０は対象体を含んだ媒質における超音波進行
速度である。従って、変換素子が（２Ｎ＋１）個ならｎ
番目変換素子＃ｎの集束遅延時間（focusing delay tim
e）は次の数学式３で計算される。
【０００９】
【数３】Δｆｄｎ＝ΔｔｄＮ−Δｔｄｎ 集束遅延時間Δｆｄｎをｎ番目変換素子＃ｎに加えれ
ば、図２に示した通り、信号の位相を一列に整列させる
ことができる。このように、全ての変換素子で受信され
た信号に対する集束遅延時間を連結した曲線を集束遅延
時間曲線（time delay curve）という。
【００１０】前述したような現在の超音波映像化システ
ムにおいて集束遅延時間の計算に使用する超音波進行速
度（"音速"とも呼ばれる）は人体の軟組織（soft tissu
e）における平均速度の１５４０ｍ／ｓの値を利用す
る。人体は１４００ｍ／ｓから１６００ｍ／ｓまでの多
様な速度を有する複合媒質で構成されており、そのうち
１４００ｍ／ｓの速度を有する脂肪（fat）が最大の誤
差要因になる。特に、腹部診断において皮下脂肪が厚い
場合、実際に戻ってくる信号は均一速度と仮定し計算し
た到達時間より遅く到着する。このような誤差の影響
は、集束時受信された信号の位相が整列されないので集
束特性が低下され、超音波信号の主ローブ（main lob
e）が減り、側ローブ（side lobe）の増加によって映像
の輝度の減少と解像度低下、形状の変形と歪曲、虚像
（ghost）現象などを起こす。それのみならず、媒質の
幾何学的な大きさや距離情報が必要な心臓や腎臓の容積
率計算のような適用に際し大きな誤差をもたらす。この
ような誤差を補償するため、媒質における超音波進行速
度あるいは経路にともなう相対速度差のため発生する集
束遅延時間の誤差を求めて相殺させることが必要とな
る。しかし、媒質における超音波進行速度あるいは進行
経路にともなう相対速度をそれぞれの変換素子ごとに求
めることが今までも困難であった。
【００１１】
【発明が解決しようとする課題】従って、本発明の目的
は媒質における超音波進行速度（音速）を変化させて最
適の集束遅延時間を求め、該集束遅延時間を連結した集
束遅延時間曲線を利用して集束を行なうことによって解
像度を最大に高めるだけでなく、被検査体の幾何学的な
大きさや距離情報についても最も精度よく得ることがで
きる超音波映像化システムにおける信号集束方法を提供
するところにある。
【００１２】
【課題を解決するための手段】前述した目的を達成する
ための本発明の特徴は、多数の変換素子を含んだ配列変
換器を通じて媒質内の対象体の集束点から戻ってくる超
音波信号を集束する方法において、（ａ）前記配列変換
器の中央に位置した変換素子における受信時間を所定の
値に固定した場合における対象体を含んだ媒質における
超音波進行速度を設定する工程と、（ｂ）所定の固定さ
れた受信時間と前記設定された超音波進行速度とを利用
して前記集束点までの超音波信号の進行距離を求め、該
進行距離にともなう集束遅延時間を計算して集束遅延曲
線を算出する工程と、（ｃ）前記（ａ）工程において設
定された超音波進行速度を変化させながら、前記固定さ
れた受信時間と変化されたそれぞれの超音波進行速度を
利用して前記各超音波進行速度別に前記収束点までの超
音波の進行距離を求める工程と、（ｄ）前記各超音波信
号の進行距離別に収束遅延時間を計算してそれぞれの収
束遅延曲線を算出し、前記各収束遅延曲線に伴い構成さ
れる超音波映像の輝度又はコントラストを求める工程
と、（ｅ）前記（ｄ）工程で求めた各超音波映像の輝度
又はコントラストを比較し、比較結果に基づいて超音波
映像の輝度またはコントラストが最大になる時の該超音
波進行速度を媒質における平均超音波進行速度と定め、
この時の集束遅延時間曲線を最適の集束遅延時間曲線と
決めて超音波映像を得る工程とを含む超音波映像化シス
テムにおける信号集束遅延方法にある。
【００１３】
【発明の実施の形態】以下、添付した図面を参照して本
発明の最良の実施形態を詳細に説明する。
【００１４】図３は超音波進行速度差による集束遅延時
間の変化を説明するための図面である。点線は媒質にお
ける超音波進行速度が各々Ｃ１、Ｃ２、Ｃ３（Ｃ１＞Ｃ
２＞Ｃ３）の時の集束遅延時間曲線を表す。そして、集
束点に超音波信号を入射させる時、媒質から超音波が一
定速度に進行し、その進行時間から換算した距離（深
さ）を超音波信号の進行距離（または集束深さ）とい
う。即ち、集束点から変換素子までの距離を集束深さと
いう。
【００１５】図３において、媒質における超音波進行速
度が各々Ｃ１、Ｃ２、Ｃ３（Ｃ１＞Ｃ２＞Ｃ３）の場
合、超音波進行速度が遅くなるほど中央の変換素子と外
側の変換素子との超音波到達の時間差がより一層大きく
なるので、集束遅延時間曲線の曲率はさらに大きくな
る。ここで、集束遅延時間曲線の曲率が正確ならば、全
ての変換素子で受信される信号の位相が誤差なしで整列
されるので、集束深さで映像の輝度またはコントラスト
が最大になる。しかし、集束遅延時間曲線の曲率が不正
確であれば位相誤差が発生するため、輝度またはコント
ラストが劣化する。したがって、超音波進行速度を変化
させながら映像の輝度またはコントラストをチェック
し、映像の輝度またはコントラストが最大の時の超音波
進行速度を見い出せば、正確な曲率を有する最適の集束
遅延時間曲線を求めることができる。
【００１６】まず、目的とする集束点に隣接した付近
で、受信される超音波信号の進行距離（集束深さ）を推
定する。この進行距離に対応して配列変換器の中央に位
置した素子における受信時間ｔ０を固定する。その後、
対象体を含んだ媒質の超音波進行速度Ｃ０を推定する。
このように固定された受信時間ｔ０と推定された超音波
進行速度Ｃ０を利用して集束点までの超音波信号の進行
距離（集束深さ）Ｓ０を求める（Ｓ０＝ｔ０×ｃ０）。
そして、求められた進行距離Ｓ０を前述した数学式２及
び数学式３に適用して集束遅延時間を計算し、この時の
集束遅延曲線を求める。この集束遅延曲線にともなう超
音波映像を得る。その後、同じ環境、即ち固定された受
信時間ｔ０下で超音波進行速度を変更して、前述したよ
うな方法で超音波映像を得る。前述した方法で集束点を
含んだ隣接周辺で多数の集束遅延時間曲線を求め、この
集束遅延時間曲線にともなう超音波映像を構成してそれ
ぞれの輝度またはコントラストを比較する。比較の結
果、超音波映像の輝度またはコントラストが最大になる
時の超音波進行速度を媒質における平均超音波進行速度
と決め、この時の集束遅延時間曲線を最適の集束遅延時
間曲線と定める。従って、最適の解像度を有する超音波
映像を得ることができるだけでなく、被検査体の幾何学
的な大きさや距離情報も最も精度良く得ることができ
る。
【００１７】今までは、全体媒質内で超音波進行速度が
同一だという仮定の下に集束遅延曲線を求めたが、全体
媒質内で超音波進行速度が同一でない場合を図４を参照
して説明する。
【００１８】図４は領域区分の一例を示す図面である。
本発明の実施形態では全体媒質を配列トランスデューサ
からの距離によって多数個の領域に区分する。しかし、
必ずしも距離に限定されず、領域を区分するには多様な
方法があり得る。
【００１９】図４に示された横方向（lateral directio
n）の走査線は各々が独立である。したがって、望まし
くはそれぞれの走査線に対して超音波進行速度を独立に
計算して時間遅延曲線を求められるべきだが、計算量を
減らすために多数本の走査線を束ねて一つの領域と定め
て超音波進行速度を計算することもできる。本発明の実
施形態では走査線が独立と仮定する。深さ方向（axial
direction）では、皮下脂肪と筋肉の境界面、筋肉と肝
腸との境界面など、超音波速度が変化すると予想される
箇所を境界面と見なす。
【００２０】まず、前述した方法で、探触子から一番近
い走査領域における超音波進行速度を求める。次の領域
も順番にその領域における音速を仮定し、音速を変化さ
せていきながら前述した方法で最適の音速を探す。最先
の領域でなく、直前の領域と音速が異なる場合は境界面
で発生する超音波の屈折を考慮して集束遅延時間を計算
しなければならない。二層の相異なる速度の媒質を透過
する屈折にともなう経路は４次式で表現される。
【００２１】
【数４】ｚ４＋ａｚ３＋ｂｚ２＋ｃｚ＋ｄ＝０ 数学式４に示された４次方程式の解は参考文献（"超音
波医療映像において脂肪組織の音速不均一効果の影響と
その補償に関する研究"、−金ジェヒョン、裴ムホ、鄭
木根−医工学会誌、１９巻１号、Feb．1998．）に記載
されているので、これに対する詳細な説明は省く。
【００２２】図４において、領域Ｂにおける超音波速度
をｖ１、領域Ｄにおける超音波速度をｖ２とすれば、Ｐ
１〜Ｐ２に到る集束遅延時間ｔは次の数学式５のように
表現される。
【００２３】
【数５】 t＝ｔ１＋ｔ２＝ (ｌ１/ ｖ１ ) + (ｌ２/ｖ２) ここで、ｔ１とｔ２はそれぞれ領域Ｂと領域Ｄにおける
遅延時間を示し、ｌ １とｌ２は領域Ｂと領域Ｄにおける
超音波の進行距離を示す。計算量を減らすために、ある
領域の全ての走査線を全部計算する必要はなく、代表と
して一つないし幾つかだけを計算して、その領域の速度
と決めることもできる。前述した超音波集束方法は２次
元超音波映像化のみならず、３次元超音波映像化システ
ムに全て適用できる。
【００２４】
【発明の効果】以上述べた通り、本発明は配列型変換器
において受信信号の媒質の音速を変化させそれぞれの集
束遅延時間を求めて解像度を最大にするだけでなく、被
検査体の幾何学的な大きさや距離情報も最も精度よく得
られるようにする集束方法に関する。本発明によれば、
既存の超音波映像化システムにおいてシステム構造的を
変更しなくても取得したデータを利用して集束遅延時間
を推定することにより、簡単な計算のみで解像度だけで
なく被検査体の幾何学的な大きさや距離情報を最も精度
よく得ることができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】配列変換器を用いた超音波信号の送受信を示す
図面である。
【図２】超音波信号の受信時の集束を示す図面である。
【図３】超音波進行速度差による集束遅延時間の変化を
説明するための図面である。
【図４】多数個の領域に区分された媒質において該当領
域の速度を求めることを示す図面である。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (56)参考文献 特開 平８−317926（ＪＰ，Ａ) 特開 平９−224938（ＪＰ，Ａ) 特開 平５−115475（ＪＰ，Ａ) 特開 平４−79941（ＪＰ，Ａ) 特開 平９−140713（ＪＰ，Ａ) 特表 平８−507951（ＪＰ，Ａ) (58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名) A61B 8/00 - 8/15

Claims (5)

    (57)【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 多数の変換素子を含んだ配列変換器を通
    じて媒質内の対象体の集束点から戻ってくる超音波信号
    を集束する方法において、 （ａ）前記配列変換器の中央に位置した変換素子におけ
    る受信時間を所定の値に固定した場合における対象体を
    含んだ媒質における超音波進行速度を設定する工程と、 （ｂ）所定の固定された受信時間と前記設定された超音
    波進行速度とを利用して前記集束点までの超音波信号の
    進行距離を求め、該進行距離にともなう集束遅延時間を
    計算して集束遅延曲線を算出する工程と、 （ｃ）前記（ａ）工程において設定された超音波進行速
    度を変化させながら、前記固定された受信時間と変化さ
    れたそれぞれの超音波進行速度を利用して前記各超音波
    進行速度別に前記収束点までの超音波の進行距離を求め
    る工程と、 （ｄ）前記各超音波信号の進行距離別に収束遅延時間を
    計算してそれぞれの収束遅延曲線を算出し、前記各収束
    遅延曲線に伴い構成される超音波映像の輝度又はコント
    ラストを求める工程と、 （ｅ）前記（ｄ）工程で求めた各超音波映像の輝度又は
    コントラストを比較し、比較結果に基づいて超音波映像
    の輝度またはコントラストが最大になる時の該超音波進
    行速度を媒質における平均超音波進行速度と定め、この
    時の集束遅延時間曲線を最適の集束遅延時間曲線と決め
    て超音波映像を得る工程とを備えることを特徴とする超
    音波映像化システムにおける信号集束遅延方法。
  2. 【請求項２】 前記（ａ）工程では、前記対象体を含んだ媒質が 所定基準によって多数の領域
    に区分されることを特徴とする請求項１に記載の超音波
    映像化システムにおける信号集束遅延方法。
  3. 【請求項３】 （１）前記区分された領域別に前記配列
    変換器の中央に位置した変換素子における受信時間を所
    定の値に固定した場合における前記対象体を含んだ媒質
    における超音波進行速度を設定する工程と、 （２）固定された受信時間と前記設定された超音波進行
    速度を利用して前記集束点までの超音波信号の進行距離
    を求め、該進行距離にともなう集束遅延時間を計算して
    集束遅延曲線を算出する工程と、 （３）前記（１）工程で設定された超音波進行速度を変
    化させながら、前記（２）段階を繰り返して行ない、こ
    れに伴い構成される超音波映像の輝度またはコントラス
    トを求める工程と、 （４）前記（３）工程で超音波映像の輝度またはコント
    ラストが最大になる時の該超音波進行速度を媒質におけ
    る平均超音波進行速度と定め、この時の集束遅延時間曲
    線を最適の集束遅延時間曲線と決める工程と、 （５）前記区分された領域ごとに前記（１）工程以降を
    繰り返して行ない、それぞれの領域で決定された最適の
    集束遅延時間曲線から超音波映像を得る工程とを含む請
    求項２に記載の超音波映像化システムにおける信号集束
    遅延方法。
  4. 【請求項４】 前記領域区分基準が超音波進行速度が変
    わることと予想される相異なる対象体の境界面で区分す
    ることを特徴とする請求項２に記載の超音波映像化シス
    テムにおける信号集束遅延方法。
  5. 【請求項５】 前記（１）工程は配列トランスデューサ
    と最も近い領域から行なうことを特徴とする請求項３に
    記載の超音波映像化システムにおける信号集束遅延方
    法。
JP34801399A 1998-12-09 1999-12-07 信号集束遅延方法 Expired - Lifetime JP3397734B2 (ja)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
KR98-53976 1998-12-09
KR1019980053976A KR20000038847A (ko) 1998-12-09 1998-12-09 초음파영상화시스템에서의 집속방법

Publications (2)

Publication Number Publication Date
JP2000166925A JP2000166925A (ja) 2000-06-20
JP3397734B2 true JP3397734B2 (ja) 2003-04-21

Family

ID=19562061

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP34801399A Expired - Lifetime JP3397734B2 (ja) 1998-12-09 1999-12-07 信号集束遅延方法

Country Status (4)

Country Link
US (1) US6305225B1 (ja)
EP (1) EP1011093A3 (ja)
JP (1) JP3397734B2 (ja)
KR (1) KR20000038847A (ja)

Families Citing this family (21)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6524248B1 (en) * 2001-10-09 2003-02-25 James K. Bullis Aberration correction by measurement and suppression of distortion waves
EP1736799B8 (en) * 2005-06-16 2013-05-29 Kabushiki Kaisha Toshiba Ultrasonic transmission/reception condition optimization method, corresponding program, and ultrasonic diagnostic apparatus
JP4817728B2 (ja) * 2005-06-29 2011-11-16 株式会社東芝 超音波診断装置
KR100947827B1 (ko) * 2006-08-31 2010-03-18 주식회사 메디슨 초음파 신호의 음속을 설정하는 방법
US20080112885A1 (en) * 2006-09-06 2008-05-15 Innurvation, Inc. System and Method for Acoustic Data Transmission
KR100869496B1 (ko) * 2007-03-07 2008-11-21 주식회사 메디슨 초음파 영상 시스템 및 초음파 영상 형성 방법
KR100948045B1 (ko) * 2007-03-20 2010-03-19 주식회사 메디슨 초음파 영상을 형성하는 초음파 시스템 및 방법
EP1974672B9 (en) * 2007-03-28 2014-04-16 Kabushiki Kaisha Toshiba Ultrasonic imaging apparatus and ultrasonic velocity optimization method
CN101373181B (zh) * 2007-08-24 2012-03-21 深圳迈瑞生物医疗电子股份有限公司 实时计算逐点变迹系数的方法及装置
CN101396282B (zh) * 2007-09-29 2013-03-27 深圳迈瑞生物医疗电子股份有限公司 用于超声成像的圆弧宽波束发射方法与装置
EP2044886A1 (en) * 2007-10-03 2009-04-08 Fujifilm Corporation Ultrasonic diagnosis method and apparatus
JP2009089940A (ja) * 2007-10-10 2009-04-30 Toshiba Corp 超音波診断装置
JP5528083B2 (ja) 2009-12-11 2014-06-25 キヤノン株式会社 画像生成装置、画像生成方法、及び、プログラム
JP5525308B2 (ja) * 2010-03-31 2014-06-18 富士フイルム株式会社 環境音速取得方法および装置
KR101138571B1 (ko) * 2010-07-13 2012-05-10 삼성전기주식회사 초음파 음속 추정 장치 및 방법
JP2013215259A (ja) * 2012-04-05 2013-10-24 Canon Inc 被検体情報取得装置
JP5851345B2 (ja) * 2012-05-25 2016-02-03 富士フイルム株式会社 超音波診断装置およびデータ処理方法
JP5902558B2 (ja) * 2012-05-25 2016-04-13 富士フイルム株式会社 超音波診断装置及びデータ処理方法
CN106163410B (zh) * 2014-04-11 2019-10-01 皇家飞利浦有限公司 具有多个传感器的探针
CN105182316B (zh) * 2015-10-13 2018-06-22 北京东方惠尔图像技术有限公司 一种波束合成方法、装置及超声成像设备
CN105572673B (zh) * 2015-11-27 2018-06-19 北京像素软件科技股份有限公司 超声波测距方法及装置

Family Cites Families (14)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4835689A (en) * 1987-09-21 1989-05-30 General Electric Company Adaptive coherent energy beam formation using phase conjugation
US4989143A (en) * 1987-12-11 1991-01-29 General Electric Company Adaptive coherent energy beam formation using iterative phase conjugation
JPH03176040A (ja) * 1989-09-29 1991-07-31 Terumo Corp 超音波診断装置
US5278757A (en) * 1991-11-15 1994-01-11 The Trustees Of The University Of Pennsylvania Synthetic aperture ultrasonic imaging system using a minimum or reduced redundancy phased array
US5415173A (en) * 1993-02-23 1995-05-16 Hitachi, Ltd. Ultrasound diagnosis system
US5379642A (en) * 1993-07-19 1995-01-10 Diasonics Ultrasound, Inc. Method and apparatus for performing imaging
US5570691A (en) * 1994-08-05 1996-11-05 Acuson Corporation Method and apparatus for real-time, concurrent adaptive focusing in an ultrasound beamformer imaging system
US5522391A (en) * 1994-08-09 1996-06-04 Hewlett-Packard Company Delay generator for phased array ultrasound beamformer
JP3710844B2 (ja) * 1995-05-17 2005-10-26 株式会社東芝 超音波診断装置
US5763785A (en) * 1995-06-29 1998-06-09 Massachusetts Institute Of Technology Integrated beam forming and focusing processing circuit for use in an ultrasound imaging system
JPH09187456A (ja) * 1996-01-10 1997-07-22 Fujitsu Ltd 超音波診断装置
JP3374684B2 (ja) * 1996-06-21 2003-02-10 株式会社日立メディコ 超音波診断装置
US6023977A (en) * 1997-08-01 2000-02-15 Acuson Corporation Ultrasonic imaging aberration correction system and method
KR100280197B1 (ko) * 1997-11-10 2001-02-01 이민화 초음파영상화시스템의초음파신호집속방법및장치

Also Published As

Publication number Publication date
US6305225B1 (en) 2001-10-23
JP2000166925A (ja) 2000-06-20
KR20000038847A (ko) 2000-07-05
EP1011093A2 (en) 2000-06-21
EP1011093A3 (en) 2003-12-03

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP3397734B2 (ja) 信号集束遅延方法
JP2777197B2 (ja) 超音波診断装置
US6705994B2 (en) Tissue inhomogeneity correction in ultrasound imaging
JP5473381B2 (ja) 超音波装置
US5655535A (en) 3-Dimensional compound ultrasound field of view
US4835689A (en) Adaptive coherent energy beam formation using phase conjugation
US5487306A (en) Phase aberration correction in phased-array imaging systems
CN1264025C (zh) 干涉成象的方法和装置
US20130258805A1 (en) Methods and systems for producing compounded ultrasound images
JP2001187054A (ja) 超音波ビーム経路の数値的最適化方式
JPH11221214A (ja) 超音波映像化システムの超音波信号集束方法及び装置
WO2003029840A1 (en) Apparatus and method for velocity estimation in synthetic aperture imaging
WO2009151142A1 (en) Ultrasonic apparatus and control method therefor
JP2005152648A (ja) 運動適応型空間合成の方法及びシステム
CN102608205B (zh) 基于变波速相位迁移的多层物体无损检测超声成像方法
CN102727255A (zh) 一种超声图像空间复合成像的方法及装置
JP6171091B2 (ja) 超音波撮像装置
CN108024798B (zh) 超声波诊断装置以及延迟数据生成方法
Bae et al. Ultrasonic sector imaging using plane wave synthetic focusing with a convex array transducer
JP3763924B2 (ja) 超音波診断装置
JP4278343B2 (ja) ３次元超音波撮像システム
Kim et al. An efficient motion estimation and compensation method for ultrasound synthetic aperture imaging
CN101390756B (zh) 超声成像系统中的扫描线插线处理方法
JP3474278B2 (ja) 超音波診断装置
KR100947827B1 (ko) 초음파 신호의 음속을 설정하는 방법

Legal Events

Date Code Title Description
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: 20030106

R150 Certificate of patent or registration of utility model

Ref document number: 3397734

Country of ref document: JP

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

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20080214

Year of fee payment: 5

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20090214

Year of fee payment: 6

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20100214

Year of fee payment: 7

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20100214

Year of fee payment: 7

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20110214

Year of fee payment: 8

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20120214

Year of fee payment: 9

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20130214

Year of fee payment: 10

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20140214

Year of fee payment: 11

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