JP3967882B2

JP3967882B2 - Ultrasonic diagnostic equipment

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Publication number: JP3967882B2
Application number: JP2001031965A
Authority: JP
Inventors: 隆東; 晋一郎梅村; 祐一三和; ▲隆▼一篠村
Original assignee: Hitachi Medical Corp
Current assignee: Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Priority date: 2001-02-08
Filing date: 2001-02-08
Publication date: 2007-08-29
Anticipated expiration: 2021-02-08
Also published as: JP2002233526A

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、超音波を用いて生体を撮像する超音波診断装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
超音波診断装置は、超音波ビームを対象物に送受信して対象物の画像を得る装置であるが、信号歪み低減、Ｓ／Ｎ向上の観点から、信号処理のディジタル化、超音波ビームの符号化が検討されてきた。例えば、文献、ＩＥＥＥＴＲＡＮＳＡＣＴＩＯＮＯＮＵＬＴＲＡＳＯＮＩＣＳ、ＦＥＲＲＯＥＬＥＣＴＲＩＣＳ、ＡＮＤＦＲＥＱＵＥＮＣＹＣＯＮＴＲＯＬ誌, ３９巻, Ｎｏ．３,３４１頁から３５１頁（１９９２年）には、時間軸方向に伸ばした符号化した超音波信号を生体内に送波し、生体内の反射体から反射された信号をフィルタリング処理により時間軸方向に圧縮する超音波ビームの送受信方法が開示されている。
【０００３】
また、特開平１１−３０９１４５号公報、特開平１１−３０９１４６号公報、及び特開平１１−３０９１４７号公報には、Ｂａｋｅｒ符号やＧｏｌａｙ符号を用いて超音波ビームを符号化し、不整合フィルタにより符号化された超音波ビームを復調する超音波診断装置が開示されている。
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】
超音波診断装置においては撮像速度の向上が非常に重要である。例えば、心臓の弁の鼓動をリアルタイムで観測するためには、撮像を１画像／３０ｍｓ程度の速度で行う必要があるが、現行の３次元撮像用の超音波診断装置の撮像速度は１画像／約２秒（約０．５画像／秒）程度である。撮像時間の限界を規定する最大の要因は生体内での音速であるが、生体内での音度はほぼ定数である。
【０００５】
複数の超音波ビームを用いて同時送受信を行い撮像領域を分割すれば、一画像当たりの撮像速度は向上するが、単純に複数の超音波ビームを送受波するだけでは、音響的なクロストーク等により画質が大幅に劣化する。また、ＣＤＭＡなど無線通信の分野では、直交符号を用いて信号を符号化し信号復調時にクロストークをキャンセルする技術が知られているが、従来超音波の符号化に用いられてきたＢａｒｋｅｒ符号は、５、７、１１、１３という符号長で各々１種類しか存在しない符号であるため、符号の直交性によりクロストークをキャンセルすることはできない。符号列は、一般に符号長が長いほど直交性が現れやすくなるが、超音波撮像の距離分解能は符号長が長くなるほど低下するため、無制限に符号長を長くすることはできない。
【０００６】
したがって、従来技術による３次元撮像用の超音波診断装置では、複数の超音波ビームの同時送受信は実現できておらず、その撮像速度は対象物をリアルタイム観察できるほどの水準では無かった。
【０００７】
本発明の目的は、上記問題点を解決してＳ／Ｎの大きな劣化を伴わずに撮像速度を向上し、高速撮像が可能な超音波診断装置を提供することにある。
【０００８】
【課題を解決するための手段】
本発明の発明者らは、超音波ビームの符号化に適した新たな符号列を開発した。本符号列は、符号長Ｍが、Ｍ＞１３で、自己相関関数の時間軸でピークの前後に現れるタイムサイドローブの大きさの最大値が（２／Ｍ）以下となる符号列である。本明細書においては、この符号列を、以降、拡張Ｂａｒｋｅｒ符号と称する。
【０００９】
ここで、タイムサイドローブ（ｔｉｍｅｓｉｄｅｌｏｂｅ）とは、符号化された信号を復調する際に、復調されるべき本来の信号のピークの前後に発生する不要信号のことであり、一般に必ず発生する。タイムサイドローブの評価には、自己相関関数の時間軸で見た大きさを復調すべき本来の信号のピーク値で規格化した値を用いるのが一般的であり、本明細書では、以下、ＴＳＬ（ｔｉｍｅｓｉｄｅｌｏｂｅｌｅｖｅｌ）と略記する。この拡張Ｂａｒｋｅｒ符号を用いて超音波ビームの符号化、復号処理を行うことにより、複数の超音波ビームの同時送受信が実現できる。符号化された超音波ビームの複数同時送受信が可能となるので、一画像当たりの撮像速度が、画質の劣化を伴わずに飛躍的に向上できる。
【００１０】
復調処理の手段としては、不整合フィルタ、又は重み付けられた不整合フィルタ（以下、重み付け不整合フィルタとも言う）が用いられる。不整合フィルタを実現する手段としては、信号処理回路系に不整合フィルタ用の回路自体を備えても良いし、フィルタ処理の演算処理をＣＰＵやマイコン等の演算装置に行わせることで実現してもよい。
【００１１】
超音波ビームを送受信する手段としては、超音波探触子を用いる。超音波探触子は、複数の振動子（圧電素子）が縦横２次元に配列された構造を有しており、この振動子の集合体が超音波ビームの送受信を行なう送受波口径を形成している。送受波口径は単数でも複数でもよい。送受波口径が単数の場合は、送波収束遅延回路により振動子の駆動信号に遅延時間を掛けて、送波される超音波のタイミングを調節することにより複数の焦点に超音波を収束させる。焦点を生体内で走査して２次元超音波画像（Ｂモード像）が得られ、２次元画像を複数合成することにより３次元画像が得られる。
【００１２】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の実施例を図に基づき詳細に説明する。
【００１３】
（実施例１）
図１は、実施例１の超音波診断装置の構成例を説明する図である。図２は、本発明に於ける複数超音波ビームの符号化送受波による３次元撮像の概念を説明する図である。
【００１４】
図１、図２に示す例では、コンベックス、リニア型の探触子において、符号化された２本の超音波ビームを別々の送受波口径−Ａ（１）、送受波口径−Ｂ（２）から同時に送受波する例である。ここでコンベックス、リニア型の走査とは、常に焦点は送波口径の正面にあり、焦点を動かすには口径ごと動かす方法である。ある時刻での波面を模式的に図示すると図３のようになる。ある時刻での、送受波口径−Ａからの超音波ビームの焦点をＦＡ、送受波口径−Ｂからの超音波ビームの焦点をＦＢとする。焦点ＦＡに対して符号Ａで符号化された超音波信号を、焦点ＦＢに対して符号Ｂで符号化された超音波信号をそれぞれ同時に送波する。符号長は距離分解能を損なわない限界とし、探触子の共振周波数の波長に対して３０波長以下の範囲とした。
【００１５】
周知のようにＢａｒｋｅｒ符号は符号長がＮの時、ＴＳＬが（１／Ｎ）となる符号であるが、Ｂａｒｋｅｒ符号は符号長＝５、７、１１、１３で各１通りしか存在しない。しかし、ＴＳＬの高さに注目して符号を検討した結果、符号長１３とＢａｒｋｅｒ符号よりも長い符号長でＴＳＬが低く、その長さにおいて複数存在することから符号化複ビーム送受信に適した符号が存在することが判明した。本説明では、符号長Ｍが、Ｍ＞１３であり、自己相関関数の時間軸でピークの前後に現れるサイドローブの大きさの最大値が（２／Ｍ）以下となる符号列を拡張Ｂａｒｋｅｒ符号と呼ぶ。
【００１６】
符号長Ｍ＝２５とＭ＝２８の場合について、拡張Ｂａｒｋｅｒ符号の具体例を以下に示す。但し、符号の順序を反転したものや、正負を反転したものは同じ符号と見做す。
【００１７】
Ｍ＝２５の場合、異なる符号は２種存在し、それぞれ符号Ａ、Ｂとすると、
Ａ：｛−１、１、１、−１、１、１、−１、１、−１、１、−１、１、１、１、１、１、１、−１、−１、−１、１、１、−１、−１、−１｝、及び、
Ｂ：｛−１、１、−１、−１、１、１、−１、１、１、−１、１、−１、１、−１、−１、−１、−１、−１、−１、−１、１、１、１、−１、−１｝である。
【００１８】
Ｍ＝２８の場合、異なる符号は４種類存在し、それぞれ符号Ａ、Ｂ、Ｃ、Ｄとすると
Ａ：｛−１、１、１、−１、１、１、−１、１、１、−１、１、−１、１、−１、１、１、１、１、１、１、−１、−１、−１、１、１、−１、−１、−１｝、Ｂ：｛−１、１、１、１、−１、−１、−１、−１、１、１、１、−１、１、１、１、−１、１、１、１、−１、１、１、−１、１、−１、−１、１、−１｝、Ｃ：｛１、−１、１、１、−１、−１、１、−１、−１、１、−１、１、−１、１、１、１、１、１、１、１、−１、−１、−１、１、１、１、−１、−１｝、及び、
Ｄ：｛１、１、−１、１、１、−１、１、−１、−１、１、−１、−１、−１、１、−１、−１、−１、１、−１、−１、−１、１、１、１、１、−１、−１、−１｝である。
【００１９】
超音波画像のＳ／Ｎ劣化を防止するには、自符号に基づく受波信号と他符号に基づく受波信号との分離を良好にする必要がある。探触子の形状、焦点、位置により条件は異なるが、リニア型探触子の場合、二つの焦点を最大限離して、つまり探触子の全口径の半分離すと、フォーカスの効果で、リニア型の場合−５０ｄＢ、コンベックス型の場合−５４ｄＢ抑圧できる。よって、自符号を復調する復調フィルタにより復調された信号に残留する他符号の反射信号は−１０ｄＢ〜−６ｄＢであれば、ノイズを画像のダイナミックレンジ−６０ｄＢの外に出すことが出来る。もちろん、自符号に基づく受波信号のＴＳＬが充分に小さいことが必要であることは言うまでもない。
【００２０】
拡張Ｂａｒｋｅｒ符号は、ＴＳＬがＢａｒｋｅｒ符号より小さく、同じ符号長で相互相関関数のピークの絶対値が小さい符号が２種類以上存在するため、超音波ビームの送受波に適した符号であり、本実施例では、符号長Ｍ＝２８の拡張Ｂａｒｋｅｒ符号の４通の符号のうちの２通りの符号（Ａ−ｃｏｄｅ、Ｂ−ｃｏｄｅとする）を用いている。ここで、相互相関関数の絶対値の最大値が自己相関関数の絶対値の最大値の１／２〜１／３程度の大きさであれば、ｄＢ表示で、２０ｌｏｇ（１／２）≒−６、２０ｌｏｇ（１／３）≒−１０であるから、自符号に残留する他符号の大きさを−１０ｄＢ〜−６ｄＢ程度に抑圧することが出来る。したがって、符号間の直交性としては相互相関関数の絶対値の最大値が自己相関関数の絶対値の最大値の１／２以下程度の値になることが必要と考えられる。本実施例の拡張Ｂａｒｋｅｒ符号も、当然、この範囲に入っていることは言うまでもない。
【００２１】
図１に示される送波符号メモリＡ（１４ａ）にはＡ−ｃｏｄｅ、送波符号メモリＢ（１４ｂ）にはＢ−ｃｏｄｅがそれぞれ記憶されている。Ａ−ｃｏｄｅおよびＢ−ｃｏｄｅを用いて符号間隔（１０／７）λでパルサ（ドライバ）１２を駆動する。Ｔ／Ｒ（送受波切り替えスイッチ）スイッチ１１を介して、図示しない送受波口径選択回路により探触子列１０から選択される送受波口径−Ａ（１）、−Ｂ（２）の振動子が駆動される。送受波口径−Ａ（１）からの超音波ビームはＡ−ｃｏｄｅにより符号化され、送受波口径−Ｂ（２）からの超音波ビームは拡張Ｂ−ｃｏｄｅにより符号化される。
【００２２】
各振動子をそれぞれの符号化信号で電気的に駆動した結果、各振動子を駆動する電気信号と各振動子の伝達関数とがコンボリューションされた波形が、送受波口径−Ａ（１）、−Ｂ（２）の各振動子から符号化された超音波信号として生体内に送波される。この時、送受波口径−Ａ（１）、−Ｂ（２）の各振動子からの送波は、送波収束遅延制御部１３により焦点に合わせた送波収束遅延時間だけずらされ、超音波信号は焦点ＦＡ、ＦＢに収束される。
【００２３】
送受波口径−Ａ（１）、−Ｂ（２）から生体内に送波された超音波ビームは生体内の各点で反射されて、反射波は送受波口径−Ａ（１）、−Ｂ（２）の各振動子に入射する。
【００２４】
送受波口径−Ａ（１）から送波される超音波ビームは焦点ＦＡでの反射体により反射され、反射波は、送受波口径−Ａ（１）、−Ｂ（２）の振動子に入射する。送受波口径−Ａ（１）から送波される超音波ビームは生体内の強反射体により反射され、反射波は送受波口径−Ｂ（２）の振動子に入射する。逆に、送受波口径−Ｂ（２）から送波される超音波ビームは焦点ＦＢでの反射体により反射され、反射波は、送受波口径−Ｂ（２）、及び−Ａ（１）の振動子に入射する。送受波口径−Ｂ（２）から送波される超音波ビームは生体内の強反射体により反射され、反射波は送受波口径−Ａ（１）の振動子に入射する。
【００２５】
従って、送受波口径−Ａ（１）、−Ｂ（２）の各振動子に入力する信号は、Ａ−ｃｏｄｅとＢ−ｃｏｄｅとにより符号化された超音波ビームが各反射点で反射された反射信号の（和の波）合成波となる。送受波口径−Ａ（１）、−Ｂ（２）から送波される超音波ビームに対応する各送受波信号処理回路は、整相加算処理の前処理、又は後処理として、これら合成波から焦点ＦＡ、ＦＢからの反射信号を選択的に復調する処理を行う。
【００２６】
生体内の反射体からの反射信号は、各送受波口径の各振動子で各々電気信号に変換され、Ｔ／Ｒスイッチ１１を介し、プリアンプ、ＴＧＣ（タイムゲインコントロール）アンプ、及びＡ／Ｄ変換器（１５）により増幅されＡ／Ｄ変換される。Ａ／Ｄ変換器の出力に対して、各送受波口径の各振動子に対応して受波収束遅延時間が受波収束遅延制御部１９により付与された後、加算器（整相加算器）１８に於いて加算する整相加算処理が行なわれ、焦点ＦＡ、ＦＢからの反射信号が選択的に取り出される。
【００２７】
Ａ−ｃｏｄｅを復調する復調フィルタＡは符号復調メモリＡ（１７ａ）に記憶され、Ｂ−ｃｏｄｅを復調する復調フィルタＢは符号復調メモリＢ（１７ｂ）に記憶されている。送受波信号処理回路の加算器１８の出力は、Ａ−ｃｏｄｅとＢ−ｃｏｄｅとの合成波であるので、復調フィルタＡ、Ｂを使用して復調器１６により復調される。復調器１６の出力は信号処理器２０へ渡される。
【００２８】
生体の観察対象とする３次元の撮像領域に関する３次元断層像データが得られた後、信号処理器２０は、３次元断層像データに対してレンダリング処理、陰影処理等の演算処理を行ない所定の視点から観察され、表示装置２２に表示すべき３次元画像データを求める。求められた表示すべき３次元画像データはスキャンコンバータ２１を介して表示装置２２に表示される。
【００２９】
実施例１では、２本の超音波ビームを同時に送受波しているが、この時、一連の超音波ビームの走査に於いて２本の超音波ビーム間の距離が大きい場合には、整相加算処理により一方の焦点からの信号を選択的に取り出す時に、整相加算処理の効果により他方の焦点からの反射信号（不要信号）がより効率良く抑圧され、一方の焦点からの信号のみを取り出すことが期待できる。このため、リニア型又はコンベックス型の探触子に於いて常に各送受波口径の中心間隔が振動子列１０の半分となる条件で超音波ビームを走査する。更に、短軸方向にも角度をずらすことでより効果は大きくなる。
【００３０】
実際の装置においては、以上述べた復調フィルタ、符号復調メモリ等、信号処理のための回路要素は、送受波信号処理回路として１つの集積回路に納められることが多い。例えば、図１においてはＴ／Ｒスイッチ１１と復調器１６間の処理が１チップ化されることになる。同様に、信号処理器２０、スキャンコンバータ等２１、画像処理のための回路も画像処理回路として１チップ化されることが非常に多い。送受波処理回路と画像処理回路とが１つのモジュールに納められる場合もあり得る。
【００３１】
図４は、各符号長に対するＴＳＬの計算値を示すグラフである。信号の復調は自己相関フィルタを用いて行っている。符号長Ｍ＝２５、符号長Ｍ＝２８、両者ともＴＳＬが（２／Ｍ）以下となっている。
【００３２】
図５は、拡張Ｂａｒｋｅｒ符号と不整合フィルタのコンボリューション結果を示すグラフであり、符号長＝２８のＡ−ｃｏｄｅ、Ｂ−ｃｏｄｅをそれぞれ対応する不整合フィルタで構成される復調フィルタＡ、Ｂで復調した結果のうち、結果の悪い方を図に示す。
【００３３】
図６はＡ−ｃｏｄｅを復調フィルタＢで復調した結果を示す。Ｂ−ｃｏｄｅを復調フィルタＡで復調した結果も図６と同様であり、図６に示すように、符号化による他符号圧縮率とフォーカスの効果を組み合わせることで、ノイズを画像のダイナミックレンジ外にすることが出来る。ＴＳＬは、不整合フィルタのタップ長さを増やせば増やす程低くできることが既に判明しているが、過度に長くすると必要なメモリサイズや計算時間の観点から不利となるので、これらのバランスを考慮して適宜タップ長さを設定する。
【００３４】
図７、図８には、符号列の隣接符号間の時間間隔と超音波探触子から送波される超音波（キャリア）の中心周波数との関係を示す。図７は、キャリアの基本周期と符号化周期との関係を示す模式図である。図８は、符号化の周期とキャリアの基本周期の比とＴＳＬとの関係を示す。図８より、符号間隔が送波キャリアの１／４周期の奇数倍、つまり図８のＴｃｏｄｅ／Ｔ₀が０．２５、０．７５、１．２５・・といった値の時にＴＳＬが最小となることが分かる。したがって、符号列の間隔は送波キャリアの周期の１／４の奇数倍であることが好ましい。実際には、送波のＤ／Ａコンバータのサンプリングレートや受信のＡ／Ｄコンバータのサンプリングレートで制限を受けるため、Ｔｃｏｄｅ／Ｔ₀を厳密に１／４の奇数倍に一致させるのは難しく、１／４の奇数倍からある程度ずれる。したがって、上記制限内で、おおよそ１／４の奇数倍であるような符号列間隔を選ぶことが望ましい。
【００３５】
また、図８から明らかなように、Ｔｃｏｄｅ／Ｔ₀が１／４の奇数倍の位置におけるＴＳＬの値は、Ｔｃｏｄｅ／Ｔ₀が大きくなると共に小さくなる。ＴＳＬを画像のダイナミックレンジの外に追いやるにはＴＳＬを−６０ｄＢ以下に押さえることができればよいので、Ｔｃｏｄｅ／Ｔ₀が大きくなれば、１／４の奇数倍からのずれの許容範囲は広がる。例えば、図８において、Ｔｃｏｄｅ／Ｔ₀＝１。なお、前記の通り、符号間隔が長くなるほど、ＴＳＬは下がっていくが、符号間隔を長くするとその分送波信号のメモリのタップ数が必要となり、回路規模を大きくしてしまうことや、実際に送波される波形が長くなると距離分解能に影響を与えることがあり、符号間隔を長くする事には制約がある。しかしながら、いずれのＴｃｏｄｅ／Ｔ₀の範囲の符号列間隔を使用するかということは、装置の設計上、適宜選択すれば良い事項であるので、Ｔｃｏｄｅ／Ｔ₀＝０．２５、０．７５、あるいは図８に記載されていないＴｃｏｄｅ／Ｔ₀の範囲で本発明の実施があり得ることは言うまでもない。
【００３６】
以上のように、ＴＳＬを小さくするために最適な符号間隔を選ぶ構成とすることは複数ビーム送波のときのみならず、単数ビーム送波のときにおいても、ＴＳＬが画像を劣化するという、符号化送受信法の抱える重大な問題を解決する極めて有効な方法である。
【００３７】
（実施例２）
図９は実施例２の超音波診断装置の構成例を示す図である。実施例２の構成はセクタ型探触子を用い、一つの口径から、別々の方向に同時送受信を行う点が、実施例１と異なる。探触子中の一つ一つの素子に着目すると、二つの符号の信号をそれぞれ別々の遅延時間を掛けた上で和を取った信号を送信していることになる。受信後はそれぞれの素子について和の信号を同じＡ／Ｄ変換器で、デジタル化したあと、同じ信号を二つの加算器に出力し、それぞれの焦点に対応する遅延時間を加えて加算を行い復調する。復調後の処理に関しては実施例１と同様である。この実施例の模式図を、図１０に示す。
【００３８】
（実施例３）
図１１は、実施例３の超音波診断装置別の構成例を示す図である。本実施例においては、以降、探触子上の各素子で受信された受信信号であって、プリアンプ、Ａ／Ｄコンバータ等を通過した後、整相加算する前の信号を、受信チャネル上の信号と呼ぶ。実施例３の構成は実施例１、２と次の点で異なる。実施例１、２では、生体からの反射信号をＡ／Ｄ変換した後に、受信チャネル上の信号の整相加算処理を行ない、次に、符号の復調を行なうが、実施例３では、生体からの反射信号をＡ／Ｄ変換した後に、復調フィルタとして重み付け不整合フィルタを用いて各受信チャネル上の信号に対して符号の復調を行ない、次に、整相加算処理を行なう。実施例１の復調では、不整合フィルタには重み付けがなされていない。
【００３９】
以下、重み付け不整合フィルタについて説明する。なお、以下の説明で、記号Ｂ、Ｗは行列を示しｃ、ｆ、ｄ、ｗはベクトル、記号「^T」は転置を、Ｂは送波符号を、ｆは復調フィルタを表す。
【００４０】
まず、復調後の信号Ｃは、（式１）で与えられる。
【００４１】
【数１】

復調後の信号Ｃとして望ましい波形をＤとすると、ＣとＤの自乗誤差和Ｉは以下の（式２）で表される。自乗誤差和Ｉを最小にするＦが不整合フィルタである。
Ｉ＝Σ（ｃ_i−ｄ_i）²＝（ｆＢ−ｄ）（ｆＢ−ｄ）^T
＝ｆＢＢ^Tｆ^T−ｄＢ^Tｆ^T−ｆＢｄ^T＋ｄｄ^T ・・・（式２）
（式２）に対して、
∂Ｉ／∂ｆ_i＝０・・・（式３）
なる（式３）の条件を適用し、全てのｉ（ｉ＝１、２、・・、ｍ）について∂Ｉ／∂ｆ_iを求めると、（式４）のようになる。

結局、（式３）を満たすための条件は、以下の（式５）のようになる。
【００４２】
【数２】

最終的に、ｆは以下の（式６）のように求まる。
ｆ＝ｄＢ^T（ＢＢ^T）^-1 ・・・（式６）
本実施例では、復調されるべき本来の信号のピーク近傍でのＣとＤの差をできるだけ小さくするため重みｗ（ｗ₁ ²、ｗ₂ ²、…、ｗ_n+m-1 ²）を用いて、ｃとｄの差に分布をもたせてｆを求める。ｃとｄの重み付き自乗誤差和Ｉが得られ、重み行列Ｗを以下の（式７）のように表記し、
【００４３】
【数３】

（式２）に於いてＢをＢＷに、ｄをｄＷに置き換えれば、以下の（式８）が得られる。
Ｉ＝Σ｛ｗ_i ²（ｃ_i−ｄ_i）²｝
＝（ｆＢＷ−ＤＷ）（ｆＢＷ−ｄＷ）^T ・・・（式８）
重み付きの不整合フィルタは、（式９）により与えられる。
ｆ＝（ｄＷ）（ＢＷ^T）｛（ＢＷ）（ＢＷ）^T｝^-1 ・・・（式９）
Ｇａｕｓｓ関数等のように中心に近づくほど大きな重みを持つ重み関数を用いた重み付き不整合フィルタを用いることにより、復調されるべき本来の信号のピーク近傍の不要信号を大きく抑圧して、復調後も残る不要信号の位置を復調されるべき本来のピークから遠い位置に離すことができる。
【００４４】
図１２は、拡張Ｂａｒｋｅｒ符号と重み付け不整合フィルタのコンボリューション結果を示すグラフである。不要信号を復調されるべき本来のピークから離した後に整相加算処理を行なうと、不要信号に関してはフォーカスの領域から外れるので、整相加算に対する寄与が下がるという効果が発生する。この効果は、Ｆ値（Ｆナンバー）にも依存するが典型的なＦ値が１程度の条件では、−１０ｄＢ程度の効果がある。従って、実施例３の構成では、実施例１より更にＴＳＬの抑圧レベルの改善が可能となる。
【００４５】
撮像のシミュレーションによれば、実施例１の構成では、近距離焦点でのＴＳＬは−６０ｄＢ、遠距離焦点でのＴＳＬは−５０ｄＢ、他符号圧縮率は−９ｄＢであり、実施例３の構成では、近距離焦点でのＴＳＬは−８０ｄＢ以下、遠距離焦点でのＴＳＬは−５０ｄＢ、他符号圧縮率は−９ｄＢであった。重み付け不整合フィルタを使用することにより、近距離焦点でのＴＳＬが大幅に改善されることが判明した。以上説明した実施例３の構成は、複数超音波ビームの符号化送受波を用いる３次元撮像のみに適用されるものでなく、符号化された単数の超音波ビームの送受波にも適用が可能である。
【００４６】
(実施例４）
実施例４では、図１、図９、図１１の構成に於いて、送波する符号と、復調するフィルタを入れ替える構成とする。即ち、送波符号メモリＡ（１４ａ）にＡ−ｃｏｄｅを復調する復調フィルタＡを記憶し送波符号メモリＢ（１４ｂ）にＢ−ｃｏｄｅを復調する復調フィルタＢに記憶し、符号復調メモリＡ（１７ａ）に拡張Ｂａｒｋｅｒ符号（Ａ−ｃｏｄｅ）を記憶し、符号復調メモリＢ（１７ｂ）に拡張Ｂａｒｋｅｒ符号（Ｂ−ｃｏｄｅ）を記憶する。
【００４７】
実施例４の構成では、図１、図９、図１１の構成で復調フィルタとして用いていた符号系列で送波し、受波後に拡張Ｂａｒｋｅｒ符号を用いて復調する。この結果、受波後の処理を行なうＡＳＩＣ内のメモリサイズを小さくできる。以上説明した実施例４の構成は、複数超音波ビームの符号化送受波を用いる３次元撮像のみに適用されるものでなく、符号化された単数の超音波ビームの送受波にも適用が可能である。
【００４８】
（実施例５）
実施例５では、実施例１の符号の数を４本に増やした場合である。この場合、表１に表されるように全ての符号間の相間が−１０ｄＢ以下程度という目標を満たすわけではない。しかし図１３のように４本走査をするときに対角に位置する２本のビームとして、最も相間の悪いＡ、Ｃを使うことで符号の相互相間の悪さをフォーカスの効果で多少補うことが可能となる。よって、画質を優先するか、撮像速度を優先するかによって、使用者が切り替えるという形態で使用が可能となる。
【００４９】
【表１】

本実施例の目的を実現するための装置構成としては、図１４のようになる。
【００５０】
以上の各実施例で説明したように、本発明の超音波診断装置では、複数の振動子が２次元に配列される探触子から、生体に対して同時に複数の超音波ビームの送受波を行なう。各超音波ビームの送受波を行なう送受波口径の複数が送受波口径選択回路により選択される。各超音波ビームに対応して、送受波信号処理回路が設けられ、各送受波口径の振動子による超音波ビームの送受波の信号が処理される。画像処理部（信号処理器）で、各送受波信号処理回路の出力に種々の演算処理が施され、多数の２次元断層データから所望の視点から観察される３次元画像が生成される。３次元画像はほぼリアルタイムで表示装置に表示される。
【００５１】
生体に対して同時に複数の超音波ビームの各超音波ビームに対応して設けられる送受波信号処理回路は、Ｔ／Ｒスイッチ１１、パルサ（ドライバ）１２、送波収束遅延制御部１３、送波符号メモリ（１４ａ又は１４ｂ）、プリアンプ、ＴＧＣ（タイムゲインコントロール）アンプ、及びＡ／Ｄ変換器（１５）、受波収束遅延制御部１９、加算器（整相加算器）１８、符号復調メモリ（１７ａ又は１７ｂ）復調器１６から構成される。
【００５２】
本発明で使用される探触子では、例えば、超音波振動子が、短軸方向に６４個、長軸方向に１２８個配列されている。超音波ビームの焦点は、１つの断層面内で、深さ方向、及び方位方向でそれぞれ走査される。
【００５３】
本発明では、長軸方向に複数、例えば、２、４、６個の送受波口径が形成され、各送受波口径で相互に独立して超音波ビームの送受波が行なわれ、複数の断層面に関する断層像が得られる。各送受波口径で行なう超音波ビームの深さ方向、及び方位方向での走査（送受波）の制御により、長軸方向で相互にほぼ平行な異なる複数の断層面（例えば、６４断層面）での断層像を得ることができる。各断層像は３０ｍｓで得られる。
【００５４】
この結果、複数の断層像により生体の３次元の撮像領域に関する３次元断層像データが得られる。所定の視点が予め設定され、３次元断層像データに対してレンダリング処理、陰影処理等の３次元表示のための演算処理がなされ、複数の断層像が撮像された後ほぼリアルタイムで、もしくは撮像面を逐次更新しながら、視点から観察される３次元画像が表示装置に表示される。
【００５５】
先述のように、１本の超音波ビームの電子走査による撮像領域の撮像では、撮像速度は０．５画像／秒が限界である。しかし、以上説明した各実施例では、符号長Ｍ＝２８の拡張Ｂａｒｋｅｒ符号の４通の符号のうちの２通りの符号（Ａ−ｃｏｄｅ、Ｂ−ｃｏｄｅ）により符号化した２本の超音波ビームを同時に送受波して撮像領域を電子走査する（２−超音波ビーム走査）。
【００５６】
２本の超音波ビームの各超音波ビームに対応して独立に動作する２つの送受波信号処理回路が設けられ、各超音波ビームは、撮像領域の１／２をそれぞれ独立して電子走査するので、各超音波ビームの走査範囲は１／２となり撮像速度が２倍になる。即ち、１画像／秒の撮像速度が実現できる。
【００５７】
また、符号長Ｍ＝２８の拡張Ｂａｒｋｅｒ符号の４通の符号により符号化した４本の超音波ビームを同時に送受波して撮像領域を電子走査することも可能である（４−超音波ビーム走査）。４本の超音波ビームの各超音波ビームに対応して独立に動作する４つの送受波信号処理回路が設けられ、各超音波ビームは、撮像領域の１／４をそれぞれ独立して電子走査するので、各超音波ビームの走査範囲は１／４となり撮像速度は４倍にできる。即ち、２画像／秒の撮像速度が実現できる。
【００５８】
更に、符号長Ｍ＝２５の拡張Ｂａｒｋｅｒ符号の２通りの符号、及び符号長Ｍ＝２８の拡張Ｂａｒｋｅｒ符号の４通の符号の合計６通りを用いて２−、４−超音波ビーム走査を組み合わせることもできる（６−超音波ビーム走査）。この場合、１つの超音波ビーム走査しか行わない装置に比べて撮像速度は６倍になり、３画像／秒の撮像速度が実現される。６−超音波ビーム走査の装置構成においては、６つの超音波ビームに対応する送受波信号処理回路を設けて、これら６つの送受波信号処理回路から異なる数の送受波送信処理を選択する制御回路を設け、撮像速度を選択できる構成としても良い。例えば、６つの送受波送信処理回路から、１つの回路のみを選択すれば、撮像速度は０．５画像／秒となり、６つの回路を全て選択すれば撮像速度は、３画像／秒となる。すなわち、本発明により撮像モードが選択可能な装置が実現できることになる。
【００５９】
【発明の効果】
本発明によれば、Ｓ／Ｎを大きく劣化させず撮像速度を向上させ、ほぼリアルタイムの３次元撮像が可能な超音波診断装置が可能となる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の実施例１の超音波診断装置の構成例を説明する図。
【図２】本発明に於ける複数超音ビームの符号化送受波による３次元撮像の概念を説明する図。
【図３】本発明に於ける超音波ビーム送信時の波面の様子の模式図。
【図４】本発明の実施例１で得られた各符号長に対するＴＳＬの計算値を示すグラフ。
【図５】本発明の実施例１に於ける拡張Ｂａｒｋｅｒ符号と不整合フィルタのコンボリューション結果を示すグラフ。
【図６】本発明の実施例１に於ける拡張Ｂａｒｋｅｒ符号と他の符号に対する不整合フィルタのコンボリューション結果を示すグラフ。
【図７】本発明における、符号化間隔と送信信号の周期の関係の説明図。
【図８】本発明における、タイムサイドローブと符号化間隔対送信周期の関係を示すグラフ。
【図９】本発明の実施例２の超音波診断装置の構成例を示す図。
【図１０】本発明の実施例２の複数超音ビームの符号化送受波による３次元撮像の概念を説明する図。
【図１１】本発明の実施例３の超音波診断装置の構成例を示す図。
【図１２】本発明の実施例３に於ける拡張Ｂａｒｋｅｒ符号と重み付け不整合フィルタのコンボリューション結果を示すグラフ。
【図１３】本発明の実施例５の４本ビーム超音波送受信の様子を模式的に説明する図。
【図１４】本発明の実施例５の超音波診断装置の構成例を説明する図。
【符号の説明】
１…送受波口径−Ａ、２…送受波口径−Ｂ、３…超音波ビームフォーマ、１０…振動子列、１１…Ｔ／Ｒスイッチ、１２…パルサ、１３…送波収束遅延制御部、１４ａ…送波符号Ａメモリ、１４ｂ…送波符号Ｂメモリ、１５…プリアンプ、ＴＧＣアンプ、及びＡ／Ｄ変換器、１６…復調器、１７ａ…符号Ａ復調フィルタ係数メモリ、１７ｂ…符号Ｂ復調フィルタ係数メモリ、１８…加算器、１９…受波収束遅延制御部、２０…信号処理器、２１…スキャンコンバータ、２２…表示装置、３０…送信信号形成部、１０１…口径一つあたりのビームフォーマと符号化送受信部、１０２…送受信ビーム本数制御部、１０３…ビーム本数選択入力部。[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to an ultrasonic diagnostic apparatus that images a living body using ultrasonic waves.
[0002]
[Prior art]
An ultrasonic diagnostic apparatus is an apparatus that obtains an image of an object by transmitting / receiving an ultrasonic beam to / from an object. From the viewpoint of reducing signal distortion and improving S / N, digitalization of signal processing, sign of an ultrasonic beam, and the like. It has been studied. For example, in the literature, IEEE TRANSACTION ON ULTRASONICS, FERROELECTRICS, AND FREQUENCY CONTROL, 39, No. 3, pp. 341 to 351 (1992), an encoded ultrasonic signal extended in the time axis direction is transmitted into the living body, and the signal reflected from the reflector in the living body is filtered by the time axis. A method of transmitting and receiving an ultrasonic beam that compresses in a direction is disclosed.
[0003]
In addition, in JP-A-11-309145, JP-A-11-309146, and JP-A-11-309147, an ultrasonic beam is encoded using a Baker code or a Golay code and encoded by a mismatch filter. An ultrasonic diagnostic apparatus for demodulating a generated ultrasonic beam is disclosed.
[0004]
[Problems to be solved by the invention]
In an ultrasonic diagnostic apparatus, improvement in imaging speed is very important. For example, in order to observe the heartbeat of the heart valve in real time, it is necessary to perform imaging at a speed of about 1 image / 30 ms. However, the imaging speed of the current ultrasonic diagnostic apparatus for 3D imaging is 1 image / It is about 2 seconds (about 0.5 image / second). The greatest factor that defines the limit of imaging time is the speed of sound in the living body, but the sound intensity in the living body is almost constant.
[0005]
If the imaging area is divided by simultaneous transmission / reception using multiple ultrasonic beams, the imaging speed per image will be improved. However, simply transmitting and receiving multiple ultrasonic beams will enable acoustic crosstalk, etc. As a result, the image quality deteriorates significantly. Also, in the field of wireless communication such as CDMA, a technique for encoding a signal using orthogonal codes and canceling crosstalk at the time of signal demodulation is known, but the Barker code that has been used for conventional ultrasonic coding is Since the codes have a code length of 5, 7, 11, and 13 and each has only one type, the crosstalk cannot be canceled due to the orthogonality of the codes. In general, the longer the code length, the easier the orthogonality of the code string appears. However, since the distance resolution of ultrasonic imaging decreases as the code length increases, the code length cannot be increased without limitation.
[0006]
Therefore, in the ultrasonic diagnostic apparatus for three-dimensional imaging according to the prior art, simultaneous transmission / reception of a plurality of ultrasonic beams cannot be realized, and the imaging speed is not at a level at which an object can be observed in real time.
[0007]
An object of the present invention is to provide an ultrasonic diagnostic apparatus that solves the above-described problems, improves the imaging speed without significant S / N degradation, and enables high-speed imaging.
[0008]
[Means for Solving the Problems]
The inventors of the present invention have developed a new code string suitable for encoding an ultrasonic beam. This code string is a code string in which the code length M is M> 13 and the maximum value of the time side lobe that appears before and after the peak on the time axis of the autocorrelation function is (2 / M) or less. In the present specification, this code string is hereinafter referred to as an extended Barker code.
[0009]
Here, the time side lobe is an unnecessary signal generated before and after the peak of the original signal to be demodulated when demodulating the encoded signal, and is generally always generated. . For the evaluation of the time side lobe, it is common to use a value normalized with the peak value of the original signal to be demodulated, the magnitude of the autocorrelation function as seen on the time axis. It is abbreviated as TSL (time side level). By performing the encoding and decoding processing of the ultrasonic beam using the extended Barker code, simultaneous transmission / reception of a plurality of ultrasonic beams can be realized. Since a plurality of encoded ultrasonic beams can be transmitted / received simultaneously, the imaging speed per image can be dramatically improved without deterioration in image quality.
[0010]
As a means for the demodulation process, a mismatch filter or a weighted mismatch filter (hereinafter also referred to as a weighted mismatch filter) is used. As a means for realizing the mismatch filter, the signal processing circuit system may be provided with a circuit for the mismatch filter itself, or may be realized by causing an arithmetic device such as a CPU or a microcomputer to perform an arithmetic processing of the filter processing. Also good.
[0011]
An ultrasonic probe is used as means for transmitting and receiving an ultrasonic beam. The ultrasonic probe has a structure in which a plurality of transducers (piezoelectric elements) are arranged two-dimensionally in the vertical and horizontal directions, and an aggregate of the transducers forms a transmission / reception aperture for transmitting and receiving ultrasonic beams. ing. The transmission / reception aperture may be singular or plural. When the transmission / reception aperture is single, the transmission convergence delay circuit multiplies the drive signal of the transducer by a delay time, and adjusts the timing of the transmitted ultrasonic waves to converge the ultrasonic waves to a plurality of focal points. A two-dimensional ultrasonic image (B-mode image) is obtained by scanning the focal point in a living body, and a three-dimensional image is obtained by combining a plurality of two-dimensional images.
[0012]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
Hereinafter, embodiments of the present invention will be described in detail with reference to the drawings.
[0013]
Example 1
FIG. 1 is a diagram illustrating a configuration example of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the first embodiment. FIG. 2 is a diagram for explaining the concept of three-dimensional imaging using coded transmission / reception waves of a plurality of ultrasonic beams in the present invention.
[0014]
In the example shown in FIGS. 1 and 2, in a convex probe, a linear type probe, two encoded ultrasonic beams are transmitted / received at different transmission apertures -A (1) and transmission / reception apertures-B (2). This is an example of transmitting and receiving simultaneously. Here, the convex and linear scanning is a method in which the focal point is always in front of the transmission aperture, and the focal point is moved along with the aperture. A wavefront at a certain time is schematically shown in FIG. The focal point of the ultrasonic beam from the transmission / reception aperture -A at a certain time is FA, and the focal point of the ultrasonic beam from the transmission / reception aperture -B is FB. The ultrasonic signal encoded with the symbol A is simultaneously transmitted to the focal point FA, and the ultrasonic signal encoded with the symbol B is simultaneously transmitted to the focal point FB. The code length is a limit that does not impair the distance resolution, and is in a range of 30 wavelengths or less with respect to the wavelength of the resonance frequency of the probe.
[0015]
As is well known, the Barker code is a code in which the TSL is (1 / N) when the code length is N, but there is only one Barker code with the code length = 5, 7, 11, and 13. However, as a result of studying the code by paying attention to the height of the TSL, the code length 13 and the code length longer than the Barker code are low, and there are a plurality of codes in that length. Was found to exist. In this description, the code length M is M> 13, and a code string in which the maximum value of the side lobe that appears before and after the peak on the time axis of the autocorrelation function is (2 / M) or less is an extended Barker code. Call it.
[0016]
A specific example of the extended Barker code for the case of code lengths M = 25 and M = 28 is shown below. However, the case where the order of the signs is reversed and the case where the signs are reversed are regarded as the same sign.
[0017]
When M = 25, there are two different codes, and the codes A and B, respectively,
A: {-1, 1, 1, -1, 1, 1, -1, 1, -1, 1, -1, 1, 1, 1, 1, 1, 1, -1, -1, -1 1, 1, -1, -1, -1}, and
B: {-1, 1, -1, -1, 1, 1, -1, 1, 1, -1, 1, -1, 1, -1, -1, -1, -1, -1, -1, -1, 1, 1, 1, -1, -1}.
[0018]
When M = 28, there are four different codes, and the codes A, B, C, and D are respectively
A: {-1, 1, 1, -1, 1, 1, -1, 1, 1, -1, 1, -1, 1, -1, 1, 1, 1, 1, 1, 1,- 1, -1, -1, 1, 1, -1, -1, -1}, B: {-1, 1, 1, 1, -1, -1, -1, -1, 1, 1, 1, -1, 1, 1, 1, -1, 1, 1, 1, -1, 1, 1, -1, 1, -1, -1, 1, -1}, C: {1,- 1, 1, 1, -1, -1, 1, -1, -1, 1, -1, 1, -1, 1, 1, 1, 1, 1, 1, 1, -1, -1, -1, 1, 1, 1, -1, -1}, and
D: {1, 1, -1, 1, 1, -1, 1, -1, -1, 1, -1, -1, -1, 1, -1, -1, -1, 1,- 1, -1, -1, 1, 1, 1, 1, -1, -1, -1}.
[0019]
In order to prevent the S / N deterioration of the ultrasonic image, it is necessary to improve the separation between the received signal based on the own code and the received signal based on another code. The conditions differ depending on the shape, focus, and position of the probe, but in the case of a linear probe, if the two focal points are separated as much as possible, that is, if the full aperture of the probe is separated by half, the effect of focus -50 dB can be suppressed for the type, and -54 dB for the convex type. Therefore, if the reflected signal of another code remaining in the signal demodulated by the demodulation filter that demodulates the own code is −10 dB to −6 dB, noise can be output outside the dynamic range of −60 dB. Of course, it goes without saying that the TSL of the received signal based on the own code needs to be sufficiently small.
[0020]
The extended Barker code is suitable for transmission and reception of ultrasonic beams because there are two or more types of codes with a TSL smaller than that of the Barker code and the same code length and a small absolute value of the peak of the cross-correlation function. In the example, two codes (referred to as A-code and B-code) out of four codes of an extended Barker code having a code length M = 28 are used. Here, if the maximum value of the absolute value of the cross-correlation function is about ½ to ３ of the maximum value of the absolute value of the autocorrelation function, 20 log (1/2) ≈−− in dB display. Since 6, 20 log (1/3) ≈−10, the size of other codes remaining in the own code can be suppressed to about −10 dB to −6 dB. Therefore, it is considered necessary for the orthogonality between codes that the maximum value of the absolute value of the cross-correlation function is about ½ or less of the maximum value of the absolute value of the autocorrelation function. Needless to say, the extended Barker code of this embodiment is also within this range.
[0021]
The transmission code memory A (14a) shown in FIG. 1 stores A-code, and the transmission code memory B (14b) stores B-code. A pulser (driver) 12 is driven at a code interval (10/7) λ using A-code and B-code. Through a T / R (transmission / reception switching switch) switch 11, transducers of transmission / reception apertures -A (1) and -B (2) selected from the probe array 10 by a transmission / reception aperture selection circuit (not shown) are provided. Driven. The ultrasonic beam from the transmission / reception aperture -A (1) is encoded by A-code, and the ultrasonic beam from the transmission / reception aperture -B (2) is encoded by the extended B-code.
[0022]
As a result of electrically driving each transducer with the respective encoded signals, a waveform obtained by convolving the electrical signal that drives each transducer and the transfer function of each transducer is represented by a transmission / reception aperture diameter −A (1), -B (2) is transmitted into the living body as an ultrasonic signal encoded from each transducer. At this time, the transmission waves from the transducers having the transmission / reception aperture diameters -A (1) and -B (2) are shifted by the transmission convergence delay time matched with the focal point by the transmission convergence delay control unit 13, and the ultrasonic waves The signal is converged to the focal points FA and FB.
[0023]
The ultrasonic beam transmitted into the living body from the transmitting and receiving apertures -A (1) and -B (2) is reflected at each point in the living body, and the reflected wave is transmitted and received at the transmitting and receiving apertures -A (1) and -B. It enters each vibrator of (2).
[0024]
The ultrasonic beam transmitted from the transmission / reception aperture -A (1) is reflected by the reflector at the focal point FA, and the reflected wave is incident on the transducers of the transmission / reception apertures -A (1) and -B (2). To do. The ultrasonic beam transmitted from the transmission / reception aperture -A (1) is reflected by a strong reflector in the living body, and the reflected wave is incident on the transducer having the transmission / reception aperture -B (2). On the other hand, the ultrasonic beam transmitted from the transmission / reception aperture diameter -B (2) is reflected by the reflector at the focal point FB, and the reflected wave has the transmission / reception aperture diameters -B (2) and -A (1). Incident on the vibrator. The ultrasonic beam transmitted from the transmission / reception aperture -B (2) is reflected by the strong reflector in the living body, and the reflected wave is incident on the transducer having the transmission / reception aperture -A (1).
[0025]
Therefore, the signals input to the transducers of the transmission / reception apertures -A (1) and -B (2) are reflected by the reflection points of the ultrasonic beams encoded by the A-code and the B-code. This is a composite wave of the reflected signal (sum wave). The transmission / reception signal processing circuits corresponding to the ultrasonic beams transmitted from the transmission / reception apertures -A (1) and -B (2) are pre-processed or post-processed from the phasing addition process. Processing for selectively demodulating reflected signals from the focal points FA and FB is performed.
[0026]
The reflected signal from the reflector in the living body is converted into an electric signal by each transducer of each transmission / reception aperture diameter, and via a T / R switch 11, a preamplifier, a TGC (time gain control) amplifier, and an A / D conversion. Amplified and A / D converted by the device (15). After the reception convergence delay time is given by the reception convergence delay control unit 19 to the output of the A / D converter corresponding to each transducer of each transmission / reception aperture, an adder (phased adder) A phasing addition process is performed at 18 and the reflected signals from the focal points FA and FB are selectively extracted.
[0027]
The demodulation filter A that demodulates A-code is stored in the code demodulation memory A (17a), and the demodulation filter B that demodulates B-code is stored in the code demodulation memory B (17b). Since the output of the adder 18 of the transmission / reception wave signal processing circuit is a composite wave of A-code and B-code, it is demodulated by the demodulator 16 using the demodulation filters A and B. The output of the demodulator 16 is passed to the signal processor 20.
[0028]
After the three-dimensional tomographic image data relating to the three-dimensional imaging region to be observed on the living body is obtained, the signal processor 20 performs rendering processing, shadow processing, and other arithmetic processing on the three-dimensional tomographic image data. Three-dimensional image data that is observed from the viewpoint and should be displayed on the display device 22 is obtained. The obtained three-dimensional image data to be displayed is displayed on the display device 22 via the scan converter 21.
[0029]
In the first embodiment, two ultrasonic beams are simultaneously transmitted and received. At this time, if the distance between the two ultrasonic beams is large in a series of scanning of the ultrasonic beams, the phasing is performed. When the signal from one focus is selectively extracted by the addition processing, the reflected signal (unnecessary signal) from the other focus is more efficiently suppressed by the effect of the phasing addition processing, and only the signal from one focus is extracted. I can expect that. For this reason, in a linear or convex probe, the ultrasonic beam is always scanned under the condition that the center interval of each transmission / reception aperture is half that of the transducer array 10. Further, the effect is further increased by shifting the angle in the minor axis direction.
[0030]
In an actual apparatus, circuit elements for signal processing such as the above-described demodulation filter and code demodulation memory are often housed in one integrated circuit as a transmission / reception signal processing circuit. For example, in FIG. 1, the processing between the T / R switch 11 and the demodulator 16 is made into one chip. Similarly, the signal processor 20, the scan converter 21 and the like, and the circuit for image processing are often integrated into one chip as the image processing circuit. There is a case where the transmission / reception processing circuit and the image processing circuit are accommodated in one module.
[0031]
FIG. 4 is a graph showing calculated TSL values for each code length. Signal demodulation is performed using an autocorrelation filter. The code length M = 25, the code length M = 28, and both have a TSL of (2 / M) or less.
[0032]
FIG. 5 is a graph showing the convolution result of the extended Barker code and the mismatch filter. The demodulation filters A and B each include a mismatch filter corresponding to the A-code and B-code of code length = 28, respectively. Of the demodulated results, the worse one is shown in the figure.
[0033]
FIG. 6 shows the result of demodulating A-code with the demodulation filter B. FIG. The result of demodulating the B-code with the demodulation filter A is the same as in FIG. 6, and as shown in FIG. 6, the noise is outside the dynamic range of the image by combining the other code compression rate and the focus effect by encoding. I can do it. It has already been found that the TSL can be lowered by increasing the tap length of the mismatch filter, but if it is excessively long, it is disadvantageous from the viewpoint of the required memory size and calculation time. To set the tap length as appropriate.
[0034]
7 and 8 show the relationship between the time interval between adjacent codes in the code string and the center frequency of the ultrasonic wave (carrier) transmitted from the ultrasonic probe. FIG. 7 is a schematic diagram showing the relationship between the basic period of the carrier and the encoding period. FIG. 8 shows the relationship between the ratio of the encoding period and the basic period of the carrier and the TSL. From FIG. 8, the code interval is an odd multiple of 1/4 period of the transmission carrier, that is, Tcode / T in FIG.₀It can be seen that TSL is minimized when the value is 0.25, 0.75, 1.25. Therefore, the code string interval is preferably an odd multiple of 1/4 of the period of the transmission carrier. Actually, Tcode / T is limited by the sampling rate of the transmitting D / A converter and the sampling rate of the receiving A / D converter.₀Is exactly equal to an odd multiple of 1/4 and is somewhat deviated from an odd multiple of 1/4. Therefore, it is desirable to select a code string interval that is an odd multiple of about 1/4 within the above limit.
[0035]
As is clear from FIG. 8, Tcode / T₀The value of TSL at an odd multiple of 1/4 is Tcode / T₀Decreases with increasing. To drive the TSL out of the dynamic range of the image, it is sufficient if the TSL can be suppressed to −60 dB or less.₀Increases, the allowable range of deviation from an odd multiple of 1/4 increases. For example, in FIG. 8, Tcode / T₀= 1. As described above, as the code interval becomes longer, the TSL decreases. However, if the code interval is made longer, the number of taps in the memory of the transmission signal is required, which may increase the circuit scale, When the waveform to be transmitted becomes long, the distance resolution may be affected, and there is a limitation in increasing the code interval. However, any Tcode / T₀Whether to use a code string interval in the range of is a matter that can be selected as appropriate in the design of the apparatus.₀= 0.25, 0.75, or Tcode / T not described in FIG.₀It goes without saying that the present invention can be carried out within the scope of the above.
[0036]
As described above, a configuration in which an optimal code interval is selected to reduce TSL is not only in the case of multi-beam transmission but also in the case of single beam transmission. This is an extremely effective method for solving a serious problem of the computerized transmission / reception method.
[0037]
(Example 2)
FIG. 9 is a diagram illustrating a configuration example of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the second embodiment. The configuration of the second embodiment is different from the first embodiment in that a sector type probe is used and simultaneous transmission / reception is performed from one aperture in different directions. When attention is paid to each element in the probe, a signal obtained by summing the signals of two codes multiplied by different delay times is transmitted. After reception, the sum signal for each element is digitized by the same A / D converter, and then the same signal is output to the two adders, added with a delay time corresponding to each focus, and demodulated. To do. The processing after demodulation is the same as in the first embodiment. A schematic diagram of this embodiment is shown in FIG.
[0038]
(Example 3)
FIG. 11 is a diagram illustrating a configuration example of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the third embodiment. In the present embodiment, the received signal received by each element on the probe after that passes through the preamplifier, the A / D converter, etc., and before the phasing addition is received on the reception channel. Called a signal. The configuration of the third embodiment differs from the first and second embodiments in the following points. In the first and second embodiments, after the A / D conversion of the reflected signal from the living body, the phasing addition processing of the signal on the reception channel is performed, and then the code is demodulated. After the A / D conversion of the reflected signal, the signal on each reception channel is demodulated using a weighted mismatch filter as a demodulation filter, and then a phasing addition process is performed. In the demodulation of the first embodiment, the mismatch filter is not weighted.
[0039]
Hereinafter, the weighting mismatch filter will be described. In the following description, symbols B and W indicate matrices, c, f, d, and w are vectors, and the symbol “^T"Represents transposition, B represents a transmission code, and f represents a demodulation filter.
[0040]
First, the demodulated signal C is given by (Equation 1).
[0041]
[Expression 1]

Assuming that a desired waveform as the demodulated signal C is D, a square error sum I of C and D is expressed by the following (Equation 2). F that minimizes the square error sum I is a mismatch filter.
I = Σ (c_i-D_i)²= (FB-d) (fB-d)^T
= FBB^Tf^T-DB^Tf^T-FBd^T+ Dd^T ... (Formula 2)
For (Equation 2)
∂I / ∂f_i= 0 (Formula 3)
(Formula 3) is applied, and ∂I / ∂f for all i (i = 1, 2,..., M)_iIs obtained as (Equation 4).

Eventually, the condition for satisfying (Expression 3) is as shown in (Expression 5) below.
[0042]
[Expression 2]

Finally, f is obtained as shown in (Formula 6) below.
f = dB^T(BB^T)^-1 ... (Formula 6)
In this embodiment, the weight w (w) is used to minimize the difference between C and D near the peak of the original signal to be demodulated.₁ ², W₂ ²... w_{n + m-1} ²) To obtain f by giving a distribution to the difference between c and d. A weighted square error sum I of c and d is obtained, and a weight matrix W is expressed as (Equation 7) below,
[0043]
[Equation 3]

If B is replaced with BW and d is replaced with dW in (Expression 2), the following (Expression 8) is obtained.
I = Σ {w_i ²(C_i-D_i)²}
= (FBW-DW) (fBW-dW)^T ... (Formula 8)
The weighted mismatch filter is given by (Equation 9).
f = (dW) (BW^T) {(BW) (BW)^T}^-1 ... (Formula 9)
By using a weighted mismatch filter that uses a weight function that has a greater weight as it approaches the center, such as a Gauss function, the unnecessary signal near the peak of the original signal to be demodulated is greatly suppressed, and after demodulation Further, the position of the remaining unnecessary signal can be separated from the original peak to be demodulated.
[0044]
FIG. 12 is a graph showing a convolution result of the extended Barker code and the weighted mismatch filter. If the phasing addition processing is performed after the unnecessary signal is separated from the original peak to be demodulated, the unnecessary signal is out of the focus area, and thus the effect of reducing the contribution to the phasing addition occurs. This effect depends on the F value (F number), but under a typical F value of about 1, there is an effect of about −10 dB. Therefore, in the configuration of the third embodiment, it is possible to further improve the TSL suppression level compared to the first embodiment.
[0045]
According to the imaging simulation, in the configuration of the first embodiment, the TSL at the near focus is -60 dB, the TSL at the far focus is -50 dB, and the other code compression rate is -9 dB. The TSL at the short distance focus was −80 dB or less, the TSL at the long distance focus was −50 dB, and the other code compression rate was −9 dB. It has been found that the use of the weighted mismatch filter significantly improves the TSL at the near focus. The configuration of the third embodiment described above is not only applied to three-dimensional imaging using encoded transmission / reception waves of a plurality of ultrasonic beams, but can also be applied to transmission / reception of a single encoded ultrasonic beam. It is.
[0046]
Example 4
In the fourth embodiment, in the configurations of FIGS. 1, 9, and 11, the code to be transmitted and the filter to be demodulated are interchanged. That is, the transmission code memory A (14a) stores the demodulation filter A for demodulating the A-code, the transmission code memory B (14b) stores the demodulation filter B for demodulating the B-code, and the code demodulation memory A ( The extended Barker code (A-code) is stored in 17a), and the extended Barker code (B-code) is stored in the code demodulation memory B (17b).
[0047]
In the configuration of the fourth embodiment, transmission is performed using the code sequence used as the demodulation filter in the configurations of FIGS. 1, 9, and 11, and demodulation is performed using the extended Barker code after reception. As a result, the memory size in the ASIC that performs processing after reception can be reduced. The configuration of the fourth embodiment described above is not only applied to three-dimensional imaging using encoded transmission / reception waves of a plurality of ultrasonic beams, but can also be applied to transmission / reception of a single encoded ultrasonic beam. It is.
[0048]
(Example 5)
In the fifth embodiment, the number of codes in the first embodiment is increased to four. In this case, as shown in Table 1, the inter-code correlation does not meet the target of about −10 dB or less. However, as shown in FIG. 13, when two beams are positioned diagonally when performing four scanning, by using A and C, which are the most incompatible with each other, the badness between the codes can be compensated somewhat by the focus effect. It becomes possible. Therefore, it is possible to use in a form in which the user switches depending on whether priority is given to image quality or imaging speed.
[0049]
[Table 1]

An apparatus configuration for realizing the object of the present embodiment is as shown in FIG.
[0050]
As described in the above embodiments, in the ultrasonic diagnostic apparatus of the present invention, a plurality of ultrasonic beams are simultaneously transmitted to and received from a living body from a probe in which a plurality of transducers are arranged two-dimensionally. Do. A plurality of transmission / reception apertures for transmitting / receiving each ultrasonic beam are selected by the transmission / reception aperture selection circuit. Corresponding to each ultrasonic beam, a transmission / reception signal processing circuit is provided to process the transmission / reception signal of the ultrasonic beam by the transducer of each transmission / reception aperture. In the image processing unit (signal processor), various arithmetic processes are performed on the output of each transmission / reception signal processing circuit, and a three-dimensional image observed from a desired viewpoint is generated from a large number of two-dimensional tomographic data. The three-dimensional image is displayed on the display device almost in real time.
[0051]
A transmission / reception signal processing circuit provided corresponding to each ultrasonic beam of a plurality of ultrasonic beams simultaneously on a living body includes a T / R switch 11, a pulser (driver) 12, a transmission convergence delay control unit 13, and a transmission wave. Code memory (14a or 14b), preamplifier, TGC (time gain control) amplifier, A / D converter (15), reception convergence delay control unit 19, adder (phased adder) 18, code demodulation memory ( 17a or 17b) comprised of a demodulator 16;
[0052]
In the probe used in the present invention, for example, 64 ultrasonic transducers are arranged in the short axis direction and 128 in the long axis direction. The focal point of the ultrasonic beam is scanned in the depth direction and the azimuth direction within one tomographic plane.
[0053]
In the present invention, a plurality of, for example, 2, 4, and 6 transmission / reception apertures are formed in the major axis direction, and ultrasonic beams are transmitted and received independently at each transmission / reception aperture. A tomogram is obtained. By controlling the scanning (transmission / reception wave) in the depth direction and the azimuth direction of the ultrasonic beam performed at each transmission / reception aperture diameter, a plurality of different tomographic planes (for example, 64 tomographic planes) substantially parallel to each other in the major axis direction. Can be obtained. Each tomographic image is obtained in 30 ms.
[0054]
As a result, three-dimensional tomographic image data relating to a three-dimensional imaging region of a living body is obtained from a plurality of tomographic images. A predetermined viewpoint is set in advance, calculation processing for three-dimensional display such as rendering processing and shading processing is performed on the three-dimensional tomographic image data, and a plurality of tomographic images are captured in almost real time or on the imaging surface Are sequentially updated, and a three-dimensional image observed from the viewpoint is displayed on the display device.
[0055]
As described above, in imaging of an imaging region by electronic scanning of one ultrasonic beam, the imaging speed is limited to 0.5 image / second. However, in each of the embodiments described above, two ultrasonic beams encoded by two codes (A-code, B-code) out of four codes of an extended Barker code having a code length M = 28. Are simultaneously transmitted and received to electronically scan the imaging region (2-ultrasonic beam scanning).
[0056]
Two transmission / reception signal processing circuits that operate independently corresponding to each ultrasonic beam of the two ultrasonic beams are provided, and each ultrasonic beam independently electronically scans a half of the imaging region. Therefore, the scanning range of each ultrasonic beam is halved and the imaging speed is doubled. That is, an imaging speed of 1 image / second can be realized.
[0057]
Further, it is also possible to simultaneously transmit and receive four ultrasonic beams encoded by four codes of an extended Barker code having a code length M = 28 to electronically scan the imaging region (4-ultrasonic beam scanning). ). Four transmission / reception signal processing circuits that operate independently corresponding to each of the four ultrasonic beams are provided, and each ultrasonic beam independently electronically scans a quarter of the imaging region. Therefore, the scanning range of each ultrasonic beam is ¼, and the imaging speed can be quadrupled. That is, an imaging speed of 2 images / second can be realized.
[0058]
Furthermore, 2-, 4-ultrasound beam scanning is combined using two kinds of codes of the extended Barker code of code length M = 25 and a total of six kinds of four codes of the extended Barker code of code length M = 28. (6-ultrasonic beam scanning). In this case, the imaging speed is 6 times that of an apparatus that performs only one ultrasonic beam scanning, and an imaging speed of 3 images / second is realized. In the apparatus configuration of 6-ultrasonic beam scanning, a transmission / reception signal processing circuit corresponding to six ultrasonic beams is provided, and a control circuit for selecting a different number of transmission / reception wave transmission processes from these six transmission / reception signal processing circuits It is good also as a structure which can provide imaging speed and can select. For example, if only one circuit is selected from six transmission / reception transmission processing circuits, the imaging speed is 0.5 images / second, and if all six circuits are selected, the imaging speed is 3 images / second. That is, an apparatus capable of selecting an imaging mode can be realized by the present invention.
[0059]
【The invention's effect】
According to the present invention, an ultrasonic diagnostic apparatus capable of improving imaging speed without greatly degrading S / N and capable of almost real-time three-dimensional imaging is possible.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a diagram illustrating a configuration example of an ultrasonic diagnostic apparatus according to a first embodiment of the present invention.
FIG. 2 is a diagram for explaining the concept of three-dimensional imaging using encoded transmission / reception waves of a plurality of supersonic beams in the present invention.
FIG. 3 is a schematic diagram of the state of a wavefront when transmitting an ultrasonic beam in the present invention.
FIG. 4 is a graph showing calculated values of TSL for each code length obtained in Example 1 of the present invention.
FIG. 5 is a graph showing a convolution result of an extended Barker code and a mismatch filter in Embodiment 1 of the present invention.
FIG. 6 is a graph showing a convolution filter convolution result for an extended Barker code and other codes in Embodiment 1 of the present invention.
FIG. 7 is an explanatory diagram of the relationship between the encoding interval and the cycle of the transmission signal in the present invention.
FIG. 8 is a graph showing the relationship between time side lobe and coding interval versus transmission period in the present invention.
FIG. 9 is a diagram illustrating a configuration example of an ultrasonic diagnostic apparatus according to a second embodiment of the present invention.
FIG. 10 is a diagram for explaining the concept of three-dimensional imaging using encoded transmission / reception waves of a plurality of supersonic beams according to the second embodiment of the present invention.
FIG. 11 is a diagram illustrating a configuration example of an ultrasonic diagnostic apparatus according to a third embodiment of the present invention.
FIG. 12 is a graph showing a convolution result of an extended Barker code and a weighted mismatch filter in Embodiment 3 of the present invention.
FIG. 13 is a diagram schematically illustrating a state of four-beam ultrasonic transmission / reception according to the fifth embodiment of the present invention.
FIG. 14 is a diagram illustrating a configuration example of an ultrasonic diagnostic apparatus according to a fifth embodiment of the present invention.
[Explanation of symbols]
DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 ... Transmission / reception aperture-A, 2 ... Transmission / reception aperture-B, 3 ... Ultrasonic beam former, 10 ... Vibrator row | line | column, 11 ... T / R switch, 12 ... Pulser, 13 ... Transmission convergence delay control part, 14a Transmission code A memory, 14b Transmission code B memory, 15 Preamplifier, TGC amplifier, and A / D converter, 16 Demodulator, 17a Code A demodulation filter coefficient memory, 17b Code B demodulation filter coefficient Memory 18, adder 19, reception convergence delay control unit 20, signal processor 21, scan converter 22, display device 30, transmission signal forming unit 101, beamformer and code per aperture Transmission / reception unit, 102 ... transmission / reception beam number control unit, 103 ... beam number selection input unit.

Claims

An ultrasonic probe comprising means for transmitting a plurality of ultrasonic beams encoded by a plurality of code sequences, and a transmission / reception signal processing circuit for generating the code sequences,
The maximum value of the absolute value of the cross-correlation function of the plurality of code strings is 1/2 or less than the maximum value of the absolute value of the autocorrelation function,
The ultrasonic probe has a plurality of apertures through which an ultrasonic beam is transmitted and received, a plurality of transmission / reception signal processing circuits corresponding to the plurality of apertures, and an arbitrary number of the plurality of transmission / reception signal processing circuits A control unit for selecting the circuit of
An ultrasonic diagnostic apparatus, wherein the number of apertures to be operated is switched by selecting the transmission / reception signal processing circuit, and the imaging speed is switched.

An ultrasonic probe having a diameter for transmitting and receiving ultrasonic waves, and a transmission and reception signal processing circuit for generating a code string signal for driving the ultrasonic probe,
The time interval of the code in the code string transmitted from the ultrasonic probe is an odd multiple of about 1/4 of the inverse of the center frequency of the ultrasonic wave transmitted from the ultrasonic probe,
The code string has a code length M greater than 13, and a value obtained by normalizing the maximum value of the time side lobe of the autocorrelation function with the maximum value of the autocorrelation function is 2 / M or less. Diagnostic device.

An ultrasonic probe composed of two-dimensionally arranged transducers that simultaneously drive a plurality of transmission / reception apertures with encoded signals of different code sequences and transmit / receive a plurality of ultrasonic beams to / from a living body And a transmission / reception signal processing circuit that is provided corresponding to each ultrasonic beam and processes transmission / reception signals of each ultrasonic beam, and 2 obtained by arithmetic processing on the output of each transmission / reception signal processing circuit. An image processing unit that generates a three-dimensional image from the three-dimensional tomographic data, and a display device that displays the three-dimensional image,
The transmission / reception signal processing circuit includes a transmission / reception aperture selection circuit for selecting the transmission / reception aperture for performing transmission / reception of the ultrasonic beam, and a transmission wave for controlling a transmission convergence delay time of the transducer of the transmission / reception aperture. A convergence delay control unit, a transmission code memory for storing the code string, a driver for driving the transducer having the selected transmission / reception aperture with the encoded signal, and the transducer having the transmission / reception aperture An A / D converter for A / D-converting a reflected signal from the living body; and a received wave convergence delay control unit for controlling a received wave convergence delay time to be given to the reflected signal by each transducer of the transmission / reception aperture diameter; A phasing adder that performs phasing addition processing by adding the reflected signals to which the received wave convergence delay time is added, and a process of demodulating the encoded signal with respect to the output signal of the phasing adder. Demodulation for receiving ultrasonic beam And a demodulator with a filter,
The maximum value of the absolute value of the cross-correlation function of the plurality of code sequences is 1/2 or less than the maximum value of the absolute value of the autocorrelation function;
The code string has a code length M greater than 13, and a value obtained by normalizing the maximum value of the time side lobe of the autocorrelation function with the maximum value of the autocorrelation function is 2 / M or less,
An ultrasonic diagnostic apparatus having a control circuit for selecting the number of the transmission / reception signal processing circuits and switching an imaging speed.

An ultrasonic probe composed of two-dimensionally arranged transducers that simultaneously drive a plurality of transmission / reception apertures with encoded signals of different code sequences and transmit / receive a plurality of ultrasonic beams to / from a living body And a transmission / reception signal processing circuit that is provided corresponding to each ultrasonic beam and processes transmission / reception signals of each ultrasonic beam, and 2 obtained by arithmetic processing on the output of each transmission / reception signal processing circuit. An image processing unit that generates a three-dimensional image from the three-dimensional tomographic data, and a display device that displays the three-dimensional image,
The transmission / reception signal processing circuit includes a transmission / reception aperture selection circuit for selecting the transmission / reception aperture for performing transmission / reception of the ultrasonic beam, and a transmission wave for controlling a transmission convergence delay time of the transducer of the transmission / reception aperture. A convergence delay control unit, a transmission code memory for storing the code string, a driver for driving the transducer having the selected transmission / reception aperture with the encoded signal, and the transducer having the transmission / reception aperture An A / D converter for A / D-converting a reflected signal from the living body; and a received wave convergence delay control unit for controlling a received wave convergence delay time to be given to the reflected signal by each transducer of the transmission / reception aperture diameter; A phasing adder that performs phasing addition processing by adding the reflected signals to which the received wave convergence delay time is added, and a process of demodulating the encoded signal with respect to the output signal of the phasing adder. Demodulation for receiving ultrasonic beam And a demodulator with a filter,
The maximum value of the absolute value of the cross-correlation function of the plurality of code strings is 1/2 or less than the maximum value of the absolute value of the autocorrelation function;
The code string has a code length M greater than 13, and a value obtained by normalizing the maximum value of the time side lobe of the autocorrelation function with the maximum value of the autocorrelation function is 2 / M or less,
An ultrasonic diagnostic apparatus comprising an input unit for selecting the number of the transmission / reception signal processing circuits and inputting the number of the ultrasonic beams.