JP3740066B2

JP3740066B2 - Synthetic aperture focusing method in ultrasound imaging system

Info

Publication number: JP3740066B2
Application number: JP2002018397A
Authority: JP
Inventors: ジンホジャン; テキョンソン
Original assignee: Samsung Medison Co Ltd; Medison Co Ltd
Current assignee: Samsung Medison Co Ltd
Priority date: 2002-01-28
Filing date: 2002-01-28
Publication date: 2006-01-25
Anticipated expiration: 2022-01-28
Also published as: JP2003220059A

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、超音波撮像システムの合成開口集束方法に関し、特に、超音波の回折特性によるビーム広がり現象を減少させるために平面波を用いる合成開口集束方法に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】
医療用超音波撮像システムは、トランスデューサを通じて人体内に超音波を送信して反射されて帰ってきた受信信号を多様な信号処理方法を適用することによって、リアルタイムにて２次元断面映像を与える。図１に示した通り、超音波映像の解像度はトランスデューサを基準として送信ビームの進行方向として定義される軸方向２、トランスデューサの幅方向として定義される横方向４、トランスデューサの高さ方向として定義される高さ方向６の解像度によって決定される。軸方向の解像度は、他の２つの解像度より３〜５倍程度高いために、超音波映像の解像度を決定する重要な要素ではない。しかし、横方向の解像度と高さ方向の解像度とは軸方向の解像度とは異なり、送受信ビームの集束方法によって変わる。
【０００３】
横方向の解像度は、トランスデューサ列によって診断対象から反射されるエコー信号を受信する時、全像点においてリアルタイムにて動的集束を行うことによって急速に向上した。図２に示した超音波撮像システムを参照して、受信動的集束方法に対して略記する。
【０００４】
超音波撮像システムの送信信号（図示せず）は、送信集束遅延部８によって各々のトランスデューサ９の集束深さに該当する時間だけ遅れる。時間遅延された送信信号は、送信パターン・メモリ１０に格納されて送信部１１及び送受切換え用スイッチ１２を通じてトランスデューサ列１３から診断対象に向けて送信集束される。このような過程を通じて送信された全ての送信ビームは集束点１４において集束され、該集束点１４から反射されたエコー信号はトランスデューサ列１３の各トランスデューサ９によって電気信号に変わり、送受切換え用スイッチ１２及び受信部１５を介して受信パターン・メモリ１６に格納される。受信パターン・メモリ１６に格納されたエコー信号はトランスデューサ９間の集束深さによって位相が異なるため、受信集束遅延部１７によって可変時間遅延を加えてエコー信号を同相とする。同相の各エコー信号はビーム形成部１８によって組合せられて、信号処理部１９によって多様な信号処理方式が適用された後、スキャン変換部２０を通じてディスプレイ２１上に表示される。
【０００５】
但し、ここでは一つの集束点１４だけに対して説明したが、受信動的集束方法は一回の送信で得られた受信エコー信号をもって一つの走査線をなす全像点に対して受信集束を行うことができる。
【０００６】
しかし、図２と関連して説明した受信動的集束方法は、固定送信集束を行うために固定送信集束点でのみ両方向集束ができる。その理由は、求めようとする全像点に対して送信集束を行うためには、像点の数分のビームを送信しなければならないので、超音波撮像システムの長所であるリアルタイム映像を得ることができない。また、集束点１４から遠いほど、超音波の回折特性のため、ビームが急速に広がるために横方向の解像度が低下する欠点がある。
【０００７】
図３を参照して超音波撮像システムで用いられる超音波の回折特性によって横方向の解像度が深さによって低くなる現象を説明する。受信動的集束方法はトランスデューサ２６間の距離差を補償することによって行われるが、これは全像点に送信集束してビームを送信することと同じ結果が得られる。受信集束のための時間補償を行った場合、各々のトランスデューサｎ_１、ｎ_２、ｎ_３において受信したエコー信号は同相を意味するＷ_１、Ｗ_２、Ｗ_３曲面上の反射体から反射された信号が組合わせられる。Ｗ_１、Ｗ_２、Ｗ_３曲率は各トランスデューサから深さＺ_１までの距離を半径とする円の曲率と同一である。もし、深さＺ_１上に２つの反射体２２ａ、２２ｂが存在し、各々のトランスデューサ２６が受信した各エコー信号を組合せる場合、Ｌ０線上に位置した反射体２２ａから反射されたエコー信号の大きさだけ大きくなる。しかし、深さがさらに深いＺ_２上の反射体に対して各々のトランスデューサが受信した各エコー信号を組合せる場合、Ｌ０線上に位置した反射体２４ａによるエコー信号の大きさだけでなく、Ｌ１線上に位置した反射体２４ｂによるエコー信号の大きさもともに大きくなる。このような現象は、Ｚ１では３個の曲線がＬ０線上の反射体２２ａだけに対して重畳されるが、Ｚ_２ではＬ０線上の反射体２４ａだけでなく、Ｌ１線上の反射体２４ｂに対しても、重畳効果を有するために横方向の解像度が深さによって低くなる。
【０００８】
以上のような横方向の解像度の限界を改善するために、最近には、合成開口集束方法を適用して全像点に対して両方向動的集束が行われ、受信動的集束方法に比べて向上した横方向の解像度を得ることができた。しかし、合成開口集束方法も映像の深さが増加することに伴い、超音波の回折特性によってビーム幅が線形的に増加するために横方向の解像度が低下する問題点が生じる。
【０００９】
【発明が解決しようとする課題】
従って、本発明の主な目的は、診断対象に対する撮像深さの増加に伴い超音波の回折特性によるビーム広がり現象を減少させるために、受信副開口の中心位置に対応する伝播角度で平面波を診断対象に向けて送信し、その後診断対象から反射された信号を受信副開口によって受信して組合せることによって両方向動的集束ができ、横方向の解像度を向上させ得る合成開口集束方法を提供することにある。
【００１０】
【課題を解決するための手段】
前記の目的を達成するために、本発明の好適実施例によれば、複数のトランスデューサを有する超音波撮像システムでの合成開口集束方法において、平面波を生成する第１段階と、前記複数のトランスデューサによって前記平面波を診断対象（人体を除く）に向けて送信する第２段階と、前記複数のトランスデューサによって前記診断対象から反射される各エコー信号を受信する第３段階と、前記受信した各エコー信号を動的集束する第４段階と、前記受信した各エコー信号を受信パターン・メモリに格納する第５段階と、前記動的集束した各エコー信号を組合せてビームを形成する第６段階とを含む。
【００１１】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の好適実施例について、図４〜図１４を参照しながらより詳しく説明する。
【００１２】
図４は、撮像深さの増加に応じて低くなる横方向の解像度を平面波を用いて改善できることを説明するための図面である。複数のトランスデューサを含む非常に大きい送信開口３０を用いて送信されたビームが全像点で重畳になるように相異なる角度で平面波を送信すれば、各々の平面波に対する同相はＷ_１、Ｗ_２、Ｗ_３で表現される。この場合、Ｚ_１深さでは、図３を参照して説明した球面波の場合のようにＬ０上の反射体３２だけに対して重畳になるため、エコー信号の大きさが大きくなるようになる。また、平面波の重なった形態は深さによって変わらないために、Ｚ_２深さでもＬ０上の反射体３４だけに対して各平面波が重なる。このような事実は平面波を用いる場合、深さ増加に応じる横方向の解像度の限界を改善できることを示す。
【００１３】
以下、図５を参照して平面波を用いる合成開口集束方法によって両方向動的集束が可能であり、従来の合成開口集束方法に比べて横方向の解像度が優れることを説明する。
【００１４】
図５は、平面波３６を送信して獲得したエコー信号を用いて、最小回折特性を有するビームパターンを得るための合成開口集束方法の送受信モデルを示す。詳記すると、平面波３６をＺ軸に対して−θの角度で送信し、その中心がχ＝ζに位置した有限な大きさの受信副開口３８によってエコー信号を受信する送受信モデルである。ここで、Ｒは受信副開口上の一点から任意の着目点４０（ｘ、ｚ）までの距離、Ｒ_ｆは受信副開口上の一点と像点４２（ｘ_ｓ、ｚ）までの距離を示す。平面波を用いる合成開口集束方法では、送信平面波の伝播角度θを受信副開口の中心位置ζによって下記式のように変更する。
【００１５】
【数１】

ここで、ηは任意の定数で、毎度送信する度に送信平面波の伝播角度の変化量と最大伝播角度（θ_max＝ζ_max／η）を決定する。また、θ_max≪１であれば、下記式のように近似的に表現できる。
【００１６】
【数２】

【００１７】
平面波を用いる合成開口集束方法では、相異なる角度で送信平面波を伝送し、診断対象から反射されたエコー信号をその角度に対応する位置にある受信副開口を用いて受信した後、それを受信パターン・メモリに格納する。次に、多様な各受信副開口によって受信されて受信パターン・メモリに格納されたエコー信号を動的集束してビームを形成する。以上のようなビーム形成過程を経て集束された超音波ビームパターンは上記式（２）を適用して下記式（３）のように表現できる。
【００１８】
【数３】

ここで、ｐ_s（ζ）は一つの走査線を合成するために用いられる受信副開口の範囲を示す合成ウィンドウ関数、ｔ(ζ)は動的集束された各受信副開口信号を組合せる時に用いる合成送信遅延、γは各々の走査線を合成する時に用いられる合成ウィンドウ関数の中心位置を示す。平面波を用いる合成開口集束方法によるビームパターンは、下記式（４）のような合成送信遅延を適用して下記式（５）のように表現できる。
【００１９】
【数４】

【００２０】
【数５】

【００２１】
上記式（５）は全像点に対して成立して受信副開口関数ｐ_ｒ（χ_０）のフーリエ変換と合成ウィンドウ関数ｐ_ｓ（ζ）のフーリエ変換との積として示されるため、両方向動的集束ができることが分かる。しかし、このような結果を得るため
【外１】

【００２２】
【数６】

【００２３】
以上のように、本発明による合成開口集束方法は、パルス送信方式を用いた場合だけに対して簡単に説明したが、図６に示したように相関器５０を付加して受信した信号を圧縮すれば、コード化送信方式によっても行われる。
【００２４】
一般に、超音波撮像システムは短い送信信号を用いて映像を構成する方法を用いるが、超音波が媒質を進行する時は減衰現象によって受信信号の電力が減少する。従って、遠く離れた所にある反射体から受信される信号から映像を構成するための情報を得ることは非常にむずかしい。これは、信号対雑音の比が制限されるからである。本発明による合成開口集束方法は、映像の深い所で超音波の回折特性を抑制して横方向の解像度を高めるためのことで、映像の深い所でも充分のＳＮＲを得ることができる必要がある。このような理由で、重みチャープ、ゴレーコードのような長周期を有するコードを送信する時、ステアリング時間遅延を与えて平面波を作り、受信信号を相関器５０によって圧縮してビームを形成することによって、本発明による合成開口集束方法の長所を最大限に生かすことができる。
【００２５】
また、全ての合成開口集束方法は、速やかに動く反射体による動き問題が存在する。このような問題点を解決できる一つの方法は、映像のフレーム率を増加させることであるが、このフレーム率はデータ獲得方式によって大きく左右される。本発明による合成開口集束方法では、フレーム率を増加させるために自己相関は大きくて、相互相関は小さい直交特性を有するコードを用いてもよい。直交特性を有するコードを用いて色々な角度の平面波を同時に送信して受信し、相関器５０によって各受信コードを取出し圧縮した後、短いパルスのビーム形成のようにビームを形成する。このような場合、同時に送信した直交コードの数分に対応してフレーム率が増加するようになる。例えば、ゴレーコードのように互いに直交特性を有するコードを送信するか周波数バンドを分割し、分割した各々の周波数領域に重みチャープ信号や他のコードを送信することができる。特に重みチャープ信号の場合、相互相関を減らすため、一方の周波数領域において周波数の増加する重みチャープ信号を送信すれば、隣接する周波数領域においては周波数の減少する重みチャープ信号を送信する。
【００２６】
本発明による合成開口集束方法は、複数のトランスデューサから構成されている線形アレイ・プローブ及びフェーズド・アレイ・プローブを用いて具現できる。以下、簡単な説明のために、線形アレイ・プローブを用いる場合だけに対して説明する。
【００２７】
線形アレイ・プローブを構成する全てのトランスデューサにステアリング時間遅延を加えて平面波を送信することができ、送信毎に送信角度に対応して受信副開口を移動するとともに受信したエコー信号を受信パターン・メモリに格納する。このような過程を通じて格納された各エコー信号を合成送信時間遅延と受信動的集束とのための時間遅延を考慮して組合せることによって、各々の走査線を構成する。しかし、送信開口の大きさＤ（＝Ｄ_ｔ）が減少することによって最大撮像深さ（ｉｍａｇｉｎｇｄｅｐｔｈ）が減少する問題点が発生する。このような問題点に対して図７を参照しながら詳記する。
【００２８】
図７は、本発明による合成開口集束方法の走査線別の最大撮像深さを示し、ｘ＝ｘ_ｓ＝０とｘ＝ｘ_ｓ＞０に位置した二つの走査線５６ａ、５６ｂの最大撮像深さがどうして決定されるのかを説明する。ｚ_ｍ（０）とｚ_ｍ（ｘ_ｓ）は、送信平面波の最大伝播角度がζ_ｍａｘ／ηである時、二つの走査線の最大撮像深さを示す。この時、各走査線別の最大撮像深さは下記式（７）のように表現される。
【００２９】
【数７】

【００３０】
上記式(７)には表現されていないが、各走査線別の最大撮像深さは走査線を構成するのに用いられる合成ウィンドウ関数の幅Ｄ_ｓとその位置を決定するγとによっても決定される。これは、最大撮像深さを示す式（７）をＤ_ｓとγ（図７における符号５２）とに対する式に直せば確認することができる。即ち、各々の走査線を構成するのに実際に用いられる送信平面波の量の最大伝播角度を計算すれば、θ_ｍａｘでなく（γ＋Ｄ_ｓ／２）／ηになる。従って、任意の走査線に対する実像深さ５８ｚ_ａ（ｘ_ｓ）は下記式（８）のように計算される。
【００３１】
【数８】

【００３２】
また、上記式(８)で表現される任意の走査線に対する実像深さ５８は、有限送信開口による後方拡散領域（以下、ＲＳＲと称す）が始まる個所として定義することができる。即ち、有限送信開口の使用によって送信平面波が伝えられる深さが制限されるが、その深さを超過した領域では、式（５）のように表現するビームパターンが得られず、メインローブが深さによって再度増加する。しかし、式（８）によれば、実像深さ５８ｚ_ａ（ｘ_ｓ）は各走査線の位置ｘ_ｓによって異なり、送信トランスデューサの大きさＤ_ｔとηとに比例して増加する。従って、合成ウィンドウ関数の幅を小さくするか、その位置を適当に移動することによって、即ち、γを調節してｚ_ａ（ｘ_ｓ）を増加させることができる。特に、図７の場合、γを-Ｄ_ｓ／２に近く定められれば、ｚ_ａ（ｘ_ｓ）を大きく増加させることができる。これは、走査線が正のｘ軸位置にある時、正の伝播角度で送信された平面波はｚ_ｍ（ｘ_ｓ）以後の像点には寄与しないが、負の伝播角度で送信された平面波はｚ_ｍ（ｘ_ｓ）以後の像点に寄与するからである。即ち、このように与えられた像点に寄与する各平面波に対する各信号だけを用いて組合せれば最大撮像深さが増加される。この時、横方向の解像度はηとＤ_ｓによって決定されるため、γ、η及びＤ_ｓを適宜選択して所望の横方向の解像度と実像深さを得ることができる。
【００３３】
本発明に対する望ましい実施例のために、３．５ＭＨｚの線形アレイ・プローブを用いてコンピュータ・シミュレーションを施した。別途に明らかにした場合でなければ合成送信ウィンドウ関数の幅Ｄ_ｓと受信副開口の大きさは全て６４ｄであり、送信開口は全体トランスデューサを用いたため１２８ｄとして決定した。（図１参照）。
【００３４】
図８は、最大伝播角度θ_ｍａｘが０．２ラジアン（ζ_ｍａｘ＝１９２mm、η＝９６mm）の場合、無限送信開口（点線）で平面波を送信した時の送信ビームパターンが有限送信開口（実線）ではどのように変わるのかを示す。図８で有限送信開口の場合、小さな深さでは無限送信開口の場合と殆ど同じ送信ビームパターンを見せて、深さが増加することによってサイドローブの各値が変わり、２００mmではメインローブが微細であっても差異が生ずることを確認することができる。従って、この深さ以後からは有限送信開口のメインローブがますます増加するようになる。このような結果は、有限送信開口を用いて、平面波を用いる合成開口集束方法を近似的に具現できることを示す。
【００３５】
図９は、γ＝ｘ_s＝０の有限送信開口の場合、η値が合成開口集束されたビームパターンに及ぼす影響を示す。図９（ａ）はη＝９６mm、図９（ｂ）はη＝４８mmである時、音場の等高線を示す。図９（ａ）は前方拡散領域（以下、ＦＳＲと称す）がη値と同じ９６mm、図９（ｂ）はＦＳＲが４８mmであることを確認することができる。また、図９（ａ）の４８mm、９６mmにおける−６ｄＢのビーム幅は各々０．７４mm、１．２２mmで、図９（ｂ）の４８mm、９６mmにおける−６ｄＢのビーム幅は各々０．６２mm、０．８９mmであり、η値が減少するほどそのビーム幅がさらに小さくなることが分かる。これは有限送信開口の場合でも、ηがビーム幅とＦＳＲとを決定づける要素として作用することを示したものである。ＦＳＲでは、横方向のビーム幅が線形的に増加するが、非拡散領域では、近似的に均一の横方向のビームパターンを維持する。
【００３６】
また、上記式（８）で定義したＲＳＲもηによって決定されるが、γ＝ｘ_ｓ＝０の時、式（８）によってＲＳＲはｚ＝ｚ_ａ（０）＝２ηの深さから始まる。即ち、図９（ａ）はＲＳＲが１９２mmから始まり、図９（ｂ）はＲＳＲが９６mmから始まることを示す。このようなＲＳＲの各開始値は式（７）によって計算される最大伝播角度による最大撮像深さｚ_ｍ（０）より２倍増加したものである。前述のように、実像深さは合成ウィンドウ関数の幅Ｄ_ｓだけでなく、その中心位置γを調整することによって更に増加させることができるが、図１０〜図１３を参照して、そのような各要素が実像深さに及ぼす影響に対してより詳記する。
【００３７】
図１０と図１１とは、合成ウィンドウ関数の幅Ｄ_ｓが実像深さに及ぼす影響に対して詳察するためのコンピュータ・シミュレーションの結果である。図１０においてＤ_ｓ＝３２ｄ、γ＝０の時、図１０（ａ）はｘ＝ｘ_ｓ＝０に位置した走査線の送受信音場の等高線、図１０（ｂ）はｘ＝ｘ_ｓ＝１０mmに位置した走査線の送受信音場の等高線を示す。一方、コンピュータ・シミュレーションの他の各条件は同一にし、合成ウィンドウ関数の幅だけＤ_ｓ＝６４ｄに変更した時、二つの走査線の実像深さは式（８）によって各々ｚ_ａ（０）＝１９２mm、ｚ_ａ（１０）＝９２mmとなる。しかし、Ｄ_ｓ＝３２ｄにした場合、式（８）と図１０とで確認できるように、ｚ_ａ（０）（図示せず）及びｚ_ａ（１０）は各々３８４mm、１８４mmであるため、Ｄ_ｓ＝６４ｄである時に更に実像深さが２倍増加する。また、Ｄ_ｓ＝６４ｄである場合、ｚ＝ｚ_ｍ（０）＝９６mmの−６ｄＢのビーム幅は１．２mmと測定したことと比較する時、Ｄ_ｓ＝３２ｄである図１０（ａ）は２．３６４mmと測定されることによって、Ｄ_ｓが１／２に減少することに伴いビーム幅は約２倍増加することが分かる。従って、合成ウィンドウ関数の幅Ｄ_ｓが増加することに伴いビーム幅は半比例して減少し、実像深さｚ_ａ（ｘ_ａ）は比例して増加するようになるが、このようなコンピュータ・シミュレーションの結果は合成ウィンドウ関数の幅Ｄ_ｓがビームパターンに及ぼす影響を定量的に説明する。
【００３８】
図１１は、ｚ＝ｚ_ｍ（１０）＝４５mm（図１１（ａ））、ｚ＝ｚ_ｍ（０）＝９６mm（図１１（ｂ））、ｚ＝ｚ_ａ（１０）＝１８４mm（図１１（ｃ））、ｚ＝２５０mm（図１１（ｄ））の深さであり、Ｄ_ｓ＝３２ｄ、γ＝０である時、ｘ＝ｘ_ｓ＝０の有限送信開口（実線）、ｘ＝ｘ_ｓ＝１０mmの有限送信開口（点線）、ｘ＝ｘ_ｓ＝０の無限送信開口（一点鎖線）での両方向ビームパターンを示す。ｘ＝ｘ_ｓ＝０である時、有限送信開口のメインローブはｚ＝２５０mmでも無限送信開口のメインローブと同一である。しかし、ｘ＝ｘ_ｓ＝１０mmである時、有限送信開口のメインローブは、ｚ＝１８４mmでは無限送信開口のメインローブと同一であるが、ｚ＝２５０mmでは無限送信開口のメインローブよりさらに広がっていることが確認できる。
【００３９】
図１２と図１３とを参照して、合成ウィンドウ関数の中心位置を示すγが実像深さに及ぼす影響に対して説明する。図１２はＤ_ｓ＝６４ｄ、ｘ_ｓ＝１０mmに対して、γ＝０の場合における送受信音場の等高線（図１２（ａ））と、γ＝−１５ｄの場合における送受信音場の等高線（図１２（ｂ））を示したものであって、図１３は走査線がｘ＝ｘ_ｓ＝０に位置する時、無限送信開口（一点鎖線）の横方向ビームパターンと、走査線がｘ＝ｘ_ｓ＝１０mmに位置してγ＝０（点線）、γ＝−１５ｄ（実線）である時の有限送信開口の横方向ビームパターンをｚ＝ｚ_ｍ（１０）＝４５mm（図１３（ａ））、ｚ＝ｚ_ｍ（０）＝９６mm（図１３（ｂ））、ｚ＝ｚ_ａ（１０）＝１７３mm（図１３（ｃ））、ｚ＝２５０mm（図１３（ｄ））の深さについて示す。
【００４０】
図１２（ａ）と図１３とで分かるようにγ＝０の場合、ｚ＝ｚ_ｍ（０）＝９６mm以後からはメインローブ幅は増加する。その反面、図１２（ｂ）と図１３とで分かるように、γ＝−１５ｄの場合にはｚ＝ｚ_ａ（１０）＝１７３mmまでは無限送信開口と同じメインローブ幅を示す。また、１８０mm、１９０mm、２００mmの深さにおける−６ｄＢのビーム幅が、図１２（ｂ）の場合には各々１．７０５mm、１．７８０１mm、１．８６１mmと測定され、無限送信開口の場合には−６ｄＢのビーム幅が各々１．６３４mm、１．６６９mm、１．７０２mmと測定された。図１２と図１３とのコンピュータ・シミュレーションの結果は、γを適宜選択することによって映像の有効深さを増加させ得ることを定量的に説明する。
【００４１】
図１４を参照して、本発明による合成開口集束方法が従来の集束方法に比べて横方向の解像度がどのくらい向上しているのかを説明する。
【００４２】
０．３mmの幅を有する１９２個のトランスデューサで構成された３．５ＭＨｚ線形アレイ・プローブで−６ｄＢのビーム幅が３ＭＨｚになる短いパルスを送信した。送受信開口と合成ウィンドウ関数との大きさは６４ｄとし、受信動的集束方法は６０mmで固定送信集束を行い、本発明による合成開口集束方法で最大伝播角度は０．３５ラジアンとした。反射体は、総１３個であって一番上の反射体はｘ＝０、ｚ＝６０mmに位置し、一番深い所の反射体はｘ＝０、ｚ＝１９５mmに位置する。また、最外角反射体はｘ＝１５mm、ｚ＝１３９mmに位置する。図１４（ａ）のコンピュータ・シミュレーションの結果は、受信動的集束方法による横方向の解像度、図１４（ｂ）のコンピュータ・シミュレーションの結果は本発明による合成開口集束方法による横方向の解像度を示す。コンピュータ・シミュレーションの結果本発明による合成開口集束方法の解像度が全像点に対して遥かに優れていることを確認することができる。
【００４３】
上記において、本発明の好適な実施の形態について説明したが、本発明の請求範囲を逸脱することなく、当業者は種々の改変をなし得る。
【００４４】
【発明の効果】
従って、本発明によれば、両方向動的集束を可能にして優れた横方向の解像度を提供し、パルス送信方式だけでなくコード化送信方式によっても行うことができる。また、合成ウィンドウ関数の大きさとその中心位置とを適宜選択することによって、映像の有効深さを増加させることができ、従来の集束方法が適用される応用分野に用いられて映像の横方向の解像度を改善するのに有用に用いることができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】トランスデューサの座標を示す模式図である。
【図２】受信動的集束方法を用いる超音波撮像システムを示すブロック図である。
【図３】球面波の回折現象によるビーム広がり現象を示す模式図である。
【図４】本発明によって平面波を用いて横方向の解像度の改善のための模式図である。
【図５】本発明による合成開口集束方法の送受信モデルを示す模式図である。
【図６】本発明による合成開口集束方法を用いる超音波撮像システムを示すブロック図である。
【図７】本発明による超音波撮像システムにおいて走査線別撮像深さを示す模式図である。
【図８】無限送信開口と有限送信開口との送信ビームパターンを示す模式図である。
【図９】本発明による合成開口集束方法の拡散領域を示す模式図である。
【図１０】γ＝０であり、有限送信開口を用いた時、二つの走査線に対する本発明による合成開口集束方法の送受信音場の等高線を比較した模式図である。
【図１１】本発明による合成開口集束方法の横方向のビームパターンを比較した模式図である。
【図１２】有限送信開口を用いた時、ｘ_ｓ＝１０mmの走査線に対する本発明による合成開口集束方法の送受信音場の等高線を比較した模式図である。
【図１３】本発明による合成開口集束方法の両方向のビームパターンを比較した模式図である。
【図１４】本発明による合成開口集束方法を従来の受信動的集束方法と比較する図面である。
【符号の説明】
３６平面波
３８受信副開口
４０着目点
４２像点[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to a synthetic aperture focusing method of an ultrasonic imaging system, and more particularly to a synthetic aperture focusing method using a plane wave to reduce a beam divergence phenomenon due to ultrasonic diffraction characteristics.
[0002]
[Prior art]
A medical ultrasonic imaging system provides a two-dimensional cross-sectional image in real time by applying various signal processing methods to a received signal which is reflected and returned by transmitting ultrasonic waves into a human body through a transducer. As shown in FIG. 1, the resolution of the ultrasound image is defined as the axial direction 2 defined as the traveling direction of the transmission beam with respect to the transducer, the lateral direction 4 defined as the width direction of the transducer, and the height direction of the transducer. It is determined by the resolution in the height direction 6. Since the axial resolution is about 3 to 5 times higher than the other two resolutions, it is not an important factor for determining the resolution of the ultrasound image. However, the resolution in the horizontal direction and the resolution in the height direction are different from the resolution in the axial direction and vary depending on the method of converging the transmission and reception beams.
[0003]
Lateral resolution was rapidly improved by performing dynamic focusing in real time at all image points when receiving echo signals reflected from the diagnostic object by the transducer array. With reference to the ultrasound imaging system shown in FIG.
[0004]
The transmission signal (not shown) of the ultrasonic imaging system is delayed by the transmission focusing delay unit 8 by a time corresponding to the focusing depth of each transducer 9. The transmission signal delayed in time is stored in the transmission pattern memory 10 and is transmitted and focused from the transducer array 13 toward the diagnosis target through the transmission unit 11 and the transmission / reception switching switch 12. All the transmitted beams transmitted through such a process are focused at the focal point 14, and echo signals reflected from the focal point 14 are converted into electrical signals by the transducers 9 in the transducer array 13, and the transmission / reception switching switch 12 and It is stored in the reception pattern memory 16 via the reception unit 15. Since the phase of the echo signal stored in the reception pattern memory 16 differs depending on the focusing depth between the transducers 9, a variable time delay is added by the reception focusing delay unit 17 to make the echo signal in phase. The in-phase echo signals are combined by the beam forming unit 18, applied with various signal processing methods by the signal processing unit 19, and then displayed on the display 21 through the scan conversion unit 20.
[0005]
However, although only one focusing point 14 has been described here, the reception dynamic focusing method performs reception focusing on all image points forming one scanning line with a reception echo signal obtained by one transmission. It can be carried out.
[0006]
However, the receive dynamic focusing method described in connection with FIG. 2 can perform bi-directional focusing only at a fixed transmission focusing point in order to perform fixed transmission focusing. The reason is that in order to perform transmission focusing on all the image points to be obtained, it is necessary to transmit a beam corresponding to the number of image points, so that a real-time image which is an advantage of the ultrasonic imaging system can be obtained. I can't. Further, the farther from the focal point 14, there is a drawback that the resolution in the lateral direction is lowered because the beam spreads rapidly due to the diffraction characteristics of the ultrasonic waves.
[0007]
With reference to FIG. 3, a phenomenon in which the resolution in the horizontal direction is lowered with depth due to the diffraction characteristics of ultrasonic waves used in the ultrasonic imaging system will be described. The receive dynamic focusing method is performed by compensating for the distance difference between the transducers 26, which has the same result as transmitting and focusing the beam to all image points. When time compensation for reception focusing is performed, echo signals received by the respective transducers n ₁ , n ₂ , and n ₃ are reflected from reflectors on the curved surfaces of W ₁ , W ₂ , and W ₃ , which mean in-phase. Signals are combined. The curvatures W ₁ , W ₂ , and W ₃ are the same as the curvature of a circle having a radius from each transducer to the depth Z ₁ . If the two reflectors 22a on the depth Z _1, 22b is present and the case where each transducer 26 is combined each echo signal received, the magnitude of the reflected echo signals from the reflector 22a positioned at L0 line It gets bigger. However, when combining the echo signals each transducer receives the reflection member of the deeper Z ₂ depth, not only the magnitude of the echo signal by the reflector 24a positioned at L0 line, L1 line The magnitude of the echo signal by the reflector 24b positioned at the position increases. This phenomenon, although three curves in Z1 is superimposed on only the reflector 22a of the L0 line, not only the reflector 24a of the L0 line in _{Z 2,} the L1 line of the reflector 24b However, since it has a superposition effect, the resolution in the horizontal direction is lowered with depth.
[0008]
In order to improve the resolution limit in the lateral direction as described above, recently, the synthetic aperture focusing method is applied to perform bi-directional dynamic focusing on all image points, compared with the receiving dynamic focusing method. An improved lateral resolution could be obtained. However, with the synthetic aperture focusing method, as the image depth increases, the beam width increases linearly due to the diffraction characteristics of the ultrasonic waves, which causes a problem that the resolution in the lateral direction decreases.
[0009]
[Problems to be solved by the invention]
Accordingly, the main object of the present invention is to diagnose a plane wave at a propagation angle corresponding to the center position of the reception sub-aperture in order to reduce the beam divergence phenomenon due to the diffraction characteristics of the ultrasonic wave as the imaging depth with respect to the diagnosis target increases. To provide a synthetic aperture focusing method capable of performing bi-directional dynamic focusing by transmitting signals toward an object and then receiving and combining signals reflected from a diagnostic object through a receiving sub-aperture, thereby improving lateral resolution. It is in.
[0010]
[Means for Solving the Problems]
To achieve the above object, according to a preferred embodiment of the present invention, in a synthetic aperture focusing method in an ultrasound imaging system having a plurality of transducers, a first step of generating a plane wave, and the plurality of transducers A second stage for transmitting the plane wave toward a diagnostic object (excluding a human body) , a third stage for receiving echo signals reflected from the diagnostic object by the plurality of transducers, and the received echo signals. A fourth stage of dynamic focusing, a fifth stage of storing the received echo signals in a reception pattern memory, and a sixth stage of combining the dynamically focused echo signals to form a beam.
[0011]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
Hereinafter, preferred embodiments of the present invention will be described in more detail with reference to FIGS.
[0012]
FIG. 4 is a diagram for explaining that the lateral resolution, which decreases as the imaging depth increases, can be improved using plane waves. If plane waves are transmitted at different angles so that the beams transmitted using a very large transmission aperture 30 including a plurality of transducers are superimposed at all image points, the in-phase for each plane wave is W ₁ , W ₂ , It is represented by W _3. In this case, the Z ₁ depth, to become overlapped only for the reflector 32 on the L0 as in the case of spherical wave described with reference to FIG. 3, so that the magnitude of the echo signal increases . Also, form the overlapping of plane waves in order to not change the depth, also the plane wave overlap only for the reflector 34 on L0 in Z ₂ deep. This fact shows that when using plane waves, the resolution limit in the lateral direction can be improved as the depth increases.
[0013]
Hereinafter, it will be described with reference to FIG. 5 that bi-directional dynamic focusing is possible by the synthetic aperture focusing method using a plane wave, and the lateral resolution is superior to the conventional synthetic aperture focusing method.
[0014]
FIG. 5 shows a transmission / reception model of a synthetic aperture focusing method for obtaining a beam pattern having a minimum diffraction characteristic by using an echo signal acquired by transmitting a plane wave 36. More specifically, this is a transmission / reception model in which a plane wave 36 is transmitted at an angle of −θ with respect to the Z-axis, and an echo signal is received by a reception sub-aperture 38 having a center located at χ = ζ. Here, R represents the distance from one point on the reception sub-aperture to an arbitrary point of interest 40 (x, z), and R _f represents the distance from one point on the reception sub-aperture to the image point 42 (x _s , z). . In the synthetic aperture focusing method using a plane wave, the propagation angle θ of the transmission plane wave is changed by the center position ζ of the reception sub-aperture as follows.
[0015]
[Expression 1]

Here, η is an arbitrary constant, and the amount of change in the propagation angle of the transmission plane wave and the maximum propagation angle (θ _max = ζ _max / η) are determined each time transmission is performed. Further, if θ _max << 1, it can be approximately expressed as the following equation.
[0016]
[Expression 2]

[0017]
In the synthetic aperture focusing method using a plane wave, a transmission plane wave is transmitted at different angles, and an echo signal reflected from a diagnosis target is received using a reception sub-aperture at a position corresponding to the angle, and then received as a reception pattern. • Store in memory. Next, the echo signals received by the various reception sub-apertures and stored in the reception pattern memory are dynamically focused to form a beam. The ultrasonic beam pattern focused through the beam forming process as described above can be expressed as the following expression (3) by applying the above expression (2).
[0018]
[Equation 3]

Here, p _s (ζ) is a composite window function indicating the range of the reception sub-aperture used for synthesizing one scanning line, and t (ζ) is a time when combining the dynamically focused reception sub-aperture signals. The combined transmission delay, γ, used indicates the center position of the combined window function used when combining each scanning line. The beam pattern by the synthetic aperture focusing method using a plane wave can be expressed as the following equation (5) by applying a synthetic transmission delay as the following equation (4).
[0019]
[Expression 4]

[0020]
[Equation 5]

[0021]
Since the above equation (5) holds for all image points and is shown as the product of the Fourier transform of the reception sub-aperture function p _r (χ ₀ ) and the Fourier transform of the composite window function p _s (ζ), As can be seen from FIG. However, in order to obtain such results [Outside 1]

[0022]
[Formula 6]

[0023]
As described above, the synthetic aperture focusing method according to the present invention has been briefly described only for the case of using the pulse transmission method, but the received signal is compressed by adding the correlator 50 as shown in FIG. If so, it is also performed by a coded transmission method.
[0024]
In general, an ultrasonic imaging system uses a method of forming an image using a short transmission signal, but when an ultrasonic wave travels through a medium, the power of the received signal decreases due to an attenuation phenomenon. Therefore, it is very difficult to obtain information for composing an image from a signal received from a reflector located at a distant place. This is because the signal to noise ratio is limited. The synthetic aperture focusing method according to the present invention suppresses the diffraction characteristics of ultrasonic waves in a deep part of an image and enhances the lateral resolution, so that a sufficient SNR must be obtained even in a deep part of the image. . For this reason, when transmitting a code having a long period such as a weight chirp and a Golay code, a steering time delay is given to create a plane wave, and the received signal is compressed by the correlator 50 to form a beam. The advantages of the synthetic aperture focusing method according to the present invention can be maximized.
[0025]
Also, all synthetic aperture focusing methods have a motion problem due to a rapidly moving reflector. One method that can solve such a problem is to increase the frame rate of video, but this frame rate greatly depends on the data acquisition method. In the synthetic aperture focusing method according to the present invention, a code having orthogonal characteristics with a large autocorrelation and a small cross-correlation may be used to increase the frame rate. A plane wave of various angles is simultaneously transmitted and received using a code having orthogonal characteristics, and after each received code is extracted and compressed by the correlator 50, a beam is formed like a short pulse beam formation. In such a case, the frame rate increases corresponding to the number of orthogonal codes transmitted simultaneously. For example, codes having orthogonal characteristics such as Golay codes can be transmitted or frequency bands can be divided, and weighted chirp signals and other codes can be transmitted to the divided frequency regions. In particular, in the case of a weighted chirp signal, if a weighted chirp signal having an increased frequency is transmitted in one frequency region in order to reduce cross-correlation, a weighted chirp signal having a decreased frequency is transmitted in an adjacent frequency region.
[0026]
The synthetic aperture focusing method according to the present invention can be implemented using a linear array probe and a phased array probe composed of a plurality of transducers. For the sake of simplicity, only the case of using a linear array probe will be described below.
[0027]
It is possible to transmit a plane wave by adding a steering time delay to all the transducers constituting the linear array probe, move the reception sub-aperture according to the transmission angle for each transmission, and receive the received echo signal in the reception pattern memory To store. Each scan line is configured by combining the echo signals stored through the above process in consideration of the combined transmission time delay and the time delay for reception dynamic focusing. However, as the transmission aperture size D (= D _t ) decreases, the maximum imaging depth decreases. Such problems will be described in detail with reference to FIG.
[0028]
FIG. 7 shows the maximum imaging depth for each scanning line of the synthetic aperture focusing method according to the present invention, and the maximum imaging depth of two

scanning lines

56a and 56b located at x = x _s = 0 and x = x _s > 0. Explain why is determined. z _m (0) and z _m (x _s ) indicate the maximum imaging depth of the two scanning lines when the maximum propagation angle of the transmission plane wave is ζ _max / η. At this time, the maximum imaging depth for each scanning line is expressed by the following equation (7).
[0029]
[Expression 7]

[0030]
Although not expressed in the above equation (7), the maximum imaging depth for each scanning line is also determined by the width D _s of the composite window function used to form the scanning line and γ that determines its position. Is done. This can be confirmed if can fix the formula (7) indicating the maximum imaging depth equation for a (reference numeral 52 in FIG. 7) D _s and gamma. That is, if the maximum propagation angle of the amount of the transmission plane wave actually used to configure each scanning line is calculated, it becomes (γ + D _s / 2) / η instead of θ _max . Therefore, the real image depth 58z _a (x _s ) for an arbitrary scanning line is calculated as in the following formula (8).
[0031]
[Equation 8]

[0032]
Further, the real image depth 58 for an arbitrary scanning line expressed by the above equation (8) can be defined as a location where a back diffusion region (hereinafter referred to as RSR) due to a finite transmission aperture starts. In other words, the depth at which the transmission plane wave is transmitted is limited by the use of the finite transmission aperture, but in the region exceeding the depth, the beam pattern expressed as Equation (5) cannot be obtained, and the main lobe is deep. It will increase again. However, according to equation (8), the real image depth 58z _a (x _s ) differs depending on the position x _s of each scanning line, and increases in proportion to the size D _t and η of the transmission transducer. Therefore, z _a (x _s ) can be increased by reducing the width of the composite window function or by appropriately moving its position, that is, by adjusting γ. In particular, in the case of FIG. 7, if γ is set close to −D _s / 2, z _a (x _s ) can be greatly increased. This is because, when the scanning line is at the positive x-axis position, the plane wave transmitted at the positive propagation angle does not contribute to the image point after z _m (x _s ), but the plane wave transmitted at the negative propagation angle. This is because it contributes to image points after z _m (x _s ). That is, the maximum imaging depth is increased by combining using only the signals for the plane waves contributing to the given image point. At this time, since the lateral resolution is determined by η and D _s, gamma, and η and D _s appropriately selected and it is possible to obtain the resolution and real depth desired lateral.
[0033]
For the preferred embodiment of the present invention, computer simulations were performed using a 3.5 MHz linear array probe. Unless otherwise clarified, the width D _s of the combined transmission window function and the size of the reception sub-aperture are all 64d, and the transmission aperture is determined as 128d because the entire transducer is used. (See FIG. 1).
[0034]
FIG. 8 shows that when the maximum propagation angle θ _max is 0.2 radians (ζ _max = 192 mm, η = 96 mm), the transmission beam pattern when a plane wave is transmitted with an infinite transmission aperture (dotted line) is a finite transmission aperture (solid line). Let's see how it changes. In the case of the finite transmission aperture in FIG. 8, the transmission beam pattern is almost the same as that of the infinite transmission aperture at a small depth, and each value of the side lobe changes as the depth increases, and the main lobe is fine at 200 mm. Even if there is, it can be confirmed that a difference occurs. Therefore, after this depth, the main lobe of the finite transmission aperture increases more and more. Such a result shows that a synthetic aperture focusing method using a plane wave can be implemented approximately using a finite transmission aperture.
[0035]
FIG. 9 shows the effect of the η value on the synthetic aperture focused beam pattern for a finite transmit aperture with γ = x _s = 0. 9A shows the contour lines of the sound field when η = 96 mm and FIG. 9B shows η = 48 mm. 9A shows that the forward diffusion region (hereinafter referred to as FSR) is 96 mm, which is the same as the η value, and FIG. 9B shows that the FSR is 48 mm. Further, the −6 dB beam widths at 48 mm and 96 mm in FIG. 9A are 0.74 mm and 1.22 mm, respectively, and the −6 dB beam widths at 48 mm and 96 mm in FIG. 9B are 0.62 mm and 0, respectively. It can be seen that the beam width is further reduced as the η value decreases. This shows that η acts as an element that determines the beam width and FSR even in the case of a finite transmission aperture. In FSR, the beam width in the lateral direction increases linearly, but in the non-diffusion region, an approximately uniform lateral beam pattern is maintained.
[0036]
The RSR defined by the above equation (8) is also determined by η. When γ = x _s = 0, the RSR starts from the depth of z = z _a (0) = 2η according to the equation (8). That is, FIG. 9A shows that the RSR starts from 192 mm, and FIG. 9B shows that the RSR starts from 96 mm. Each RSR start value is a value that is twice as large as the maximum imaging depth z _m (0) at the maximum propagation angle calculated by Equation (7). As described above, the real image depth can be further increased by adjusting not only the width D _s of the composite window function but also its center position γ. With reference to FIGS. The effect of each element on the real image depth will be described in more detail.
[0037]
FIG. 10 and FIG. 11 show the results of computer simulation for clarifying the influence of the width D _s of the composite window function on the real image depth. In FIG. 10, when D _s = 32d and γ = 0, FIG. 10 (a) shows the contour line of the transmission / reception sound field of the scanning line located at x = x _s = 0, and FIG. 10 (b) shows x = x _s = 10 mm. The contour lines of the transmitted / received sound field of the scanning line located at is shown. On the other hand, when the other conditions of the computer simulation are the same and the width of the composite window function is changed to D _s = 64d, the real image depths of the two scanning lines are expressed as z _a (0) = 192 mm, z _a (10) = 92 mm. However, when D _s = 32d, z _a (0) (not shown) and z _a (10) are 384 mm and 184 mm, respectively, as can be confirmed from Equation (8) and FIG. _{When s} = 64d, the real image depth is further doubled. In addition, when D _s = 64d, FIG. 10 (a) in which D _s = 32d is compared with the case where the beam width of −6 dB with z = z _m (0) = 96 mm is measured as 1.2 mm. by being measured 2.364Mm, beam width due to the D _s is reduced to 1/2, it is seen to increase approximately 2-fold. Therefore, as the width D _s of the composite window function increases, the beam width decreases in half proportion and the real image depth z _a (x _a ) increases in proportion. simulation results quantitatively describing the effect of the width D _s of the synthesis window function is on beam pattern.
[0038]
11 shows z = z _m (10) = 45 mm (FIG. 11A), z = z _m (0) = 96 mm (FIG. 11B), z = z _a (10) = 184 mm (FIG. 11). (C)), z = 250 mm (FIG. 11 (d)) depth, when D _s = 32d, γ = 0, x = x _s = 0 finite transmission aperture (solid line), x = x The bidirectional beam pattern at a finite transmission aperture (dotted line) with _s = 10 mm and an infinite transmission aperture (dotted line) with x = x _s = 0 is shown. When x = x _s = 0, the main lobe of the finite transmission aperture is the same as the main lobe of the infinite transmission aperture even at z = 250 mm. However, when x = x _s = 10 mm, the main lobe of the finite transmission aperture is the same as the main lobe of the infinite transmission aperture at z = 184 mm, but is wider than the main lobe of the infinite transmission aperture at z = 250 mm. It can be confirmed.
[0039]
With reference to FIG. 12 and FIG. 13, the effect of γ indicating the center position of the composite window function on the real image depth will be described. FIG. 12 shows the contours of the transmitted / received sound field when γ = 0 with respect to D _s = 64d and x _s = 10 mm (FIG. 12 (a)), and the contour lines of the transmitted / received sound field when γ = −15d (FIG. 12). 12 (b)), and FIG. 13 shows the horizontal beam pattern of the infinite transmission aperture (dashed line) and the scanning line x = x when the scanning line is located at x = x _s = 0. The lateral beam pattern of the finite transmission aperture when _s = 10 mm and γ = 0 (dotted line) and γ = −15d (solid line) is z = z _m (10) = 45 mm (FIG. 13A) , Z = z _m (0) = 96 mm (FIG. 13B), z = z _a (10) = 173 mm (FIG. 13C), z = 250 mm (FIG. 13D). .
[0040]
As can be seen from FIGS. 12A and 13, when γ = 0, the main lobe width increases after z = z _m (0) = 96 mm. On the other hand, as can be seen from FIG. 12B and FIG. 13, when γ = −15d, the same main lobe width as the infinite transmission aperture is shown up to z = z _a (10) = 173 mm. The beam width of −6 dB at the depths of 180 mm, 190 mm, and 200 mm is measured as 1.705 mm, 1.7801 mm, and 1.861 mm, respectively, in the case of FIG. The beam width of −6 dB was measured as 1.634 mm, 1.669 mm, and 1.702 mm, respectively. The computer simulation results of FIGS. 12 and 13 quantitatively illustrate that the effective depth of the video can be increased by appropriately selecting γ.
[0041]
Referring to FIG. 14, how the resolution in the lateral direction of the synthetic aperture focusing method according to the present invention is improved as compared with the conventional focusing method will be described.
[0042]
A short pulse with a -6 dB beamwidth of 3 MHz was transmitted with a 3.5 MHz linear array probe consisting of 192 transducers with a width of 0.3 mm. The size of the transmission / reception aperture and the synthetic window function was 64d, the reception dynamic focusing method was fixed transmission focusing at 60 mm, and the maximum propagation angle was 0.35 radians in the synthetic aperture focusing method according to the present invention. The total number of reflectors is 13, and the uppermost reflector is located at x = 0 and z = 60 mm, and the deepest reflector is located at x = 0 and z = 195 mm. The outermost reflector is located at x = 15 mm and z = 139 mm. The result of the computer simulation in FIG. 14A shows the lateral resolution by the receiving dynamic focusing method, and the result of the computer simulation in FIG. 14B shows the lateral resolution by the synthetic aperture focusing method according to the present invention. . As a result of computer simulation, it can be confirmed that the resolution of the synthetic aperture focusing method according to the present invention is far superior for all image points.
[0043]
While the preferred embodiments of the present invention have been described above, those skilled in the art can make various modifications without departing from the scope of the claims of the present invention.
[0044]
【The invention's effect】
Therefore, according to the present invention, bi-directional dynamic focusing is enabled to provide excellent lateral resolution, and can be performed not only by a pulse transmission method but also by a coded transmission method. Also, by appropriately selecting the size of the composite window function and its center position, the effective depth of the image can be increased, and it can be used in application fields where the conventional focusing method is applied. It can be usefully used to improve the resolution.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a schematic diagram showing coordinates of a transducer.
FIG. 2 is a block diagram illustrating an ultrasound imaging system using a receive dynamic focusing method.
FIG. 3 is a schematic diagram showing a beam spreading phenomenon due to a spherical wave diffraction phenomenon;
FIG. 4 is a schematic diagram for improving lateral resolution using a plane wave according to the present invention.
FIG. 5 is a schematic diagram showing a transmission / reception model of the synthetic aperture focusing method according to the present invention.
FIG. 6 is a block diagram showing an ultrasonic imaging system using the synthetic aperture focusing method according to the present invention.
FIG. 7 is a schematic diagram showing imaging depth for each scanning line in the ultrasonic imaging system according to the present invention.
FIG. 8 is a schematic diagram showing transmission beam patterns of an infinite transmission aperture and a finite transmission aperture.
FIG. 9 is a schematic diagram showing a diffusion region of the synthetic aperture focusing method according to the present invention.
FIG. 10 is a schematic diagram comparing the contour lines of the transmitted / received sound field of the synthetic aperture focusing method according to the present invention for two scanning lines when γ = 0 and a finite transmission aperture is used.
FIG. 11 is a schematic diagram comparing the beam patterns in the lateral direction of the synthetic aperture focusing method according to the present invention.
FIG. 12 is a schematic diagram comparing the contour lines of the transmitted / received sound field of the synthetic aperture focusing method according to the present invention with respect to a scanning line of x _s = 10 mm when a finite transmission aperture is used.
FIG. 13 is a schematic diagram comparing beam patterns in both directions of the synthetic aperture focusing method according to the present invention.
FIG. 14 compares the synthetic aperture focusing method according to the present invention with a conventional receiving dynamic focusing method.
[Explanation of symbols]
36 plane wave 38 reception sub-aperture 40 point of interest 42 image point

Claims

In a synthetic aperture focusing method in an ultrasound imaging system having a plurality of transducers,
Applying a different steering time delay to the plurality of transducers to generate a plane wave;
A second step of transmitting the plane wave toward a diagnosis target (excluding a human body) by the plurality of transducers;
A third step of receiving each echo signal reflected from the diagnostic object by the plurality of transducers;
A fourth step of dynamically focusing each received echo signal;
The plane wave is transmitted toward the diagnostic object at a propagation angle corresponding to the center position of the reception sub-aperture used when receiving the echo signal,
The synthetic aperture focusing method, wherein the echo signal is received by moving the position of the reception sub-aperture so as to correspond to the propagation angle .

The method of claim 1, further comprising a fifth step of storing each received echo signal in a reception pattern memory.

The synthetic aperture focusing method according to claim 1, further comprising a sixth step of combining the dynamically focused echo signals to form a beam.

The synthetic aperture focusing method according to claim 1, wherein the plane wave is generated by one of a pulse transmission method and a coded transmission method .

The synthetic aperture focusing method according to claim 1, wherein the plurality of transducers are one of a linear array probe and a phased array probe .

The synthetic aperture focusing method according to claim 2, further comprising a seventh step of compressing each stored echo signal with a correlator .

The method of claim 3, wherein the sixth step uses a synthetic transmission time delay and a time delay for reception dynamic focusing .

The synthetic aperture focusing method according to claim 4, wherein the plane wave uses a Golay code having orthogonal characteristics and a weighted chirp signal obtained by frequency division .

2. The synthetic aperture focusing method according to claim 1, wherein the depth of the real image is increased by selecting [gamma] which is the center position of the reception sub-aperture .