JP4610719B2

JP4610719B2 - Ultrasound imaging device

Info

Publication number: JP4610719B2
Application number: JP2000347852A
Authority: JP
Inventors: ナーザンウチャールファトマ
Original assignee: Ｇｅヘルスケア・ジャパン株式会社
Priority date: 1999-12-27
Filing date: 2000-11-15
Publication date: 2011-01-12
Anticipated expiration: 2020-11-15
Also published as: JP2001245884A

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、超音波撮影装置に関し、特に、複数の方位に逐次に送波した超音波のエコー（ｅｃｈｏ）に基づいて画像を生成する超音波撮影装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
超音波撮影では、超音波を複数の方位に逐次に送波してそれぞれエコーを受信し、エコー受信信号に基づいて画像を生成する。超音波の送波および受波には、多数の超音波振動子をアレイ（ａｒｒａｙ）状に配列した超音波トランスデューサアレイ（ｔｒａｎｓｄｕｃｅｒａｒｒａｙ）が用いられる。この超音波トランスデューサアレイをフェーズドアレイ（ｐｈａｓｅｄａｒｒａｙ）として動作させることにより、送波超音波のビーム（ｂｅａｍ）を形成し、また、受波エコーの音線を形成する。
【０００３】
フェーズドアレイを実現するために、ビームフォーマ（ｂｅａｍｆｏｒｍｅｒ）が用いられる。ビームフォーマは送波用のビームフォーマおよび受波用のビームフォーマがそれぞれ設けられる。ビームフォーマは、送波または受波のアパーチャ（ａｐｅｒｔｕｒｅ）を構成する複数の超音波振動子に対応した複数の遅延エレメント（ｅｌｅｍｅｎｔ）を有する。また、それら遅延エレメントの遅延量を個々に変化させる制御部を有する。
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】
画像の空間分解能を高めるためには、送波および受波のアパーチャを大きく、すなわち、アパーチャを構成する超音波振動子の数を増やす必要があるが、それに伴う遅延エレメント数の増加によりビームフォーマが大型化する。
【０００５】
特に、超音波トランスデューサアレイを２次元アレイとした場合には、アパーチャを構成する超音波振動子の数が１次元アレイの場合の２乗になるので、ビームフォーマは相乗的に大型化する。
【０００６】
そこで、本発明の課題は、合理的なビームフォーミングを行う超音波撮影装置を実現することである。
【０００７】
【課題を解決するための手段】
（１）上記の課題を解決する１つの観点での発明は、複数の超音波振動子で構成される単一の送波アパーチャおよびそれぞれ複数の超音波振動子で構成される互いに重複しない複数の受波アパーチャを有する超音波トランスデューサアレイと、前記送波アパーチャを通じ前記受波アパーチャの数に等しい回数の超音波送波を同一の方位において繰り返し行う送波手段と、前記超音波送波の１回ごとに前記受波アパーチャを変更しながら前記同一の方位におけるエコー受波を繰り返し行う受波手段と、前記送波手段による超音波送波の方位および前記受波手段によるエコー受波の方位を変更する方位変更手段と、前記複数の受波アパーチャを通じてそれぞれ受波した互いに同一な方位におけるエコー受波信号同士を加算して受信信号を合成する合成手段と、前記合成した受信信号に基づいて画像を生成する画像生成手段とを具備することを特徴とする超音波撮影装置である。
【０００８】
この観点での発明では、送波アパーチャおよび受波アパーチャをいずれも超音波トランスデューサアレイの一部分で構成するので、超音波送波の方位およびエコー受波の方位を決めるビームフォーマを、超音波トランスデューサアレイの規模に比して小規模なものとすることができる。
【０００９】
（２）上記の課題を解決する他の観点での発明は、前記合成した受信信号が存在しない方位における受信信号を前記合成した受信信号に基づいて補間する補間手段を有し、前記画像生成手段は前記合成した受信信号および前記補間した受信信号に基づいて画像を生成することを特徴とする（１）に記載の超音波撮影装置である。
【００１０】
この観点での発明では、（１）に加えて、合成した受信信号が存在しない方位における受信信号を合成した受信信号からの補間によって求めるので、撮影の音線密度を高めることができる。
【００１１】
（３）上記の課題を解決する他の観点での発明は、前記補間手段は、前記合成した受信信号が存在しない方位の受信信号として値が０の信号を代入する代入手段と、前記信号が代入された受信信号を方位方向にローパスフィルタリングするフィルタリング手段とを有することを特徴とする（２）に記載の超音波撮影装置である。
【００１２】
この観点での発明では、方位方向における０値代入と方位方向でのローパスフィルタリングにより補間を行うので、補間データを簡便に生成することができる。
【００１３】
（４）上記の課題を解決する他の観点での発明は、複数の超音波振動子で構成される単一の送波アパーチャおよびそれぞれ複数の超音波振動子で構成される互いに重複しない複数の受波アパーチャを有する超音波トランスデューサアレイと、前記送波アパーチャを通じ方位を逐次変更しながら超音波を送波して撮影範囲を超音波で繰り返し走査する送波手段と、前記スキャンの繰り返しごとに前記受波アパーチャを変更しながら前記方位およびその両側の予め定めた２つの方位におけるエコー受波を行う受波手段と、前記複数の受波アパーチャを通じてそれぞれ受波した互いに同一な方位におけるエコー受波信号同士を加算して受信信号を合成する合成手段と、前記合成した受信信号に基づいて画像を生成する画像生成手段と、を具備することを特徴とする超音波撮影装置である。
【００１４】
この観点での発明では、送波アパーチャおよび受波アパーチャをいずれも超音波トランスデューサアレイの一部分で構成するので、超音波送波の方位およびエコー受波の方位を決めるビームフォーマを、超音波トランスデューサアレイの規模に比して小規模なものとすることができる。さらに、超音波送波の１回あたり３方位におけるエコーの同時受波を行うので、撮影の音線密度を高めることができる。
【００１５】
（５）上記の課題を解決する他の観点での発明は、複数の超音波振動子で構成される単一の送波アパーチャおよびそれぞれ複数の超音波振動子で構成される互いに重複しない偶数の受波アパーチャを有する超音波トランスデューサアレイと、前記送波アパーチャを通じて前記受波アパーチャの数に等しい回数の超音波送波を交互に逆位相で同一の方位において繰り返し行う送波手段と、前記超音波送波の１回ごとに前記受波アパーチャを変更しながら前記同一の方位におけるエコー受波を繰り返し行う受波手段と、前記送波手段による超音波送波の方位および前記受波手段によるエコー受波の方位を逐次変更する方位変更手段と、前記受波アパーチャごとの複数の方位のエコー受波信号についてそれら方位の中間の方位のエコー受波信号を補間する補間手段と、前記補間が行われたエコー受波信号について、前記受波アパーチャ間で、方位が同一で位相が互いに逆な２つのエコー受波信号同士を加算する加算手段と、前記加算したエコー受波信号について方位が互いに同一なもの同士で加算して受信信号を合成する合成手段と、前記合成した受波信号に基づいて画像を生成する画像生成手段と、を具備することを特徴とする超音波撮影装置である。
【００１６】
この観点での発明では、送波アパーチャおよび受波アパーチャをいずれも超音波トランスデューサアレイの一部分で構成するので、超音波送波の方位およびエコー受波の方位を決めるビームフォーマを、超音波トランスデューサアレイの規模に比して小規模なものとすることができる。さらに、互いに逆位相で送波した超音波のエコー受波信号を加算することによりハーモニックエコーを得ることができ、それに基づいてハーモニックイメージングを行うとができる。
【００１７】
【発明の実施の形態】
以下、図面を参照して本発明の実施の形態を詳細に説明する。なお、本発明は実施の形態に限定されるものではない。図１に超音波撮影装置のブロック（ｂｌｏｃｋ）図を示す。本装置は本発明の実施の形態の一例である。本装置の構成によって、本発明の装置に関する実施の形態の一例が示される。
【００１８】
図１に示すように、本装置は、超音波プローブ２（ｐｒｏｂｅ）を有する。超音波プローブ２は、操作者により撮影対象４に当接して使用される。超音波プローブ２は、例えば、図２に示すような超音波トランスデューサアレイ（ｔｒａｎｓｄｕｃｅｒａｒｒａｙ）３００を有する。超音波トランスデューサアレイ３００は、本発明における超音波トランスデューサアレイの実施の形態の一例である。
【００１９】
超音波トランスデューサアレイ３００は、超音波振動子３０２を例えば９６個並べた１次元アレイとして構成される。超音波振動子３０２は例えばＰＺＴ（チタン（Ｔｉ）酸ジルコン（Ｚｒ）酸鉛）セラミックス（ｃｅｒａｍｉｃｓ）等の圧電材料によって構成される。
【００２０】
超音波トランスデューサアレイ３００は、中央部に単一の送波アパーチャ（ａｐｅｒｔｕｒｅ）４０２を有する。送波アパーチャ４０２は例えば１６個の超音波振動子で構成される。なお、個数は１６に限るものではなく適宜で良い。送波アパーチャ４０２は、本発明における送波アパーチャの実施の形態の一例である。
【００２１】
超音波トランスデューサアレイ３００は、また、６つの受波アパーチャ５０２〜５１２を有する。受波アパーチャ５０２〜５１２は互いに重複しないものである。受波アパーチャ５０２〜５１２は、それぞれ例えば１６個の超音波振動子で構成される。なお、個数は１６に限るものではなく適宜で良い。また、送波アパーチャ４０２大きさと同じである必要はない。
【００２２】
超音波プローブ２は送受信部６に接続されている。送受信部６は、超音波プローブ２に駆動信号を与えて超音波を送波させる。送受信部６は、また、超音波プローブ２が受波したエコー信号を受信する。
【００２３】
送受信部６のブロック図を図３に示す。同図に示すように、送受信部６は送波タイミング（ｔｉｍｉｎｇ）発生ユニット（ｕｎｉｔ）６０２を有する。送波タイミング発生ユニット６０２は、送波タイミング信号を周期的に発生して送波ビームフォーマ６０４に入力する。
【００２４】
送波ビームフォーマ６０４は、送波のビームフォーミング（ｂｅａｍｆｏｒｍｉｎｇ）を行うもので、送波タイミング信号に基づき、所定の方位の超音波ビームを形成するためのビームフォーミング信号を生じる。ビームフォーミング信号は、方位に対応した時間差が付与された複数の駆動信号からなる。ビームフォーミングは後述の制御部１８によって制御される。制御部１８は、本発明における方位変更手段の実施の形態の一例である。送波ビームフォーマ６０４は、送波ビームフォーミング信号を送受アパーチャ切換ユニット６０６に入力する。
【００２５】
送受アパーチャ切換ユニット６０６は、ビームフォーミング信号を超音波トランスデューサアレイ３００の送波アパーチャ４０２に入力する。送受アパーチャ切換ユニット６０６は後述の制御部１８によって制御される。
【００２６】
超音波トランスデューサアレイ３００において、送波アパーチャ４０２を構成する複数の超音波振動子は、駆動信号の時間差に対応した位相差を持つ超音波をそれぞれ発生する。それら超音波の波面合成により、所定方位の音線に沿った超音波ビームが形成される。
【００２７】
このような超音波送波が１方位につき６回行われる。送波の回数は受波アパーチャ５０２〜５１２の数に対応している。送波タイミング発生ユニット６０２、送波ビームフォーマ６０４および送受アパーチャ切換ユニット６０６からなる部分は、本発明における送波手段の実施の形態の一例である。
【００２８】
送受アパーチャ切換ユニット６０６には受波ビームフォーマ６１０が接続されている。送受アパーチャ切換ユニット６０６は、超音波トランスデューサアレイ３００中の受波アパーチャ５０２〜５１２のうちの１つを選び、個々の超音波振動子が受波したエコー信号を受波ビームフォーマ６１０に入力する。
【００２９】
受波ビームフォーマ６１０は、送波の音線に対応した受波のビームフォーミングを行うもので、個々の受波エコーに時間差を付与して位相を調整し、次いでそれらを加算して所定方位の音線に沿ったエコー受信信号を形成する。受波のビームフォーミングは後述の制御部１８により制御される。制御部１８は、本発明における方位変更手段の実施の形態の一例である。
【００３０】
このようなエコー受信が、上記の超音波送波と連携して、受波アパーチャを順次切り換えながら同一の方位で行われる。送受アパーチャ切換ユニット６０６および受波ビームフォーマ６１０からなる部分は、本発明における受波手段の実施の形態の一例である。
【００３１】
受波ビームフォーマ６１０が形成した、各受波アパーチャごとのエコー受信信号は受波ビーム合成ユニット６１２により全加算される。これにより、１つの方位での１音線分のエコー受信信号が合成される。受波ビーム合成ユニット６１２は、本発明における合成手段の実施の形態の一例である。
【００３２】
合成されたエコー受信信号は、超音波トランスデューサアレイ３００全体を１つの受波アパーチャとしたときのエコー受信信号に相当するものとなる。すなわち、合成開口（ｓｙｎｔｈｅｔｉｃａｐｅｒｔｕｒｅ）によるエコー受信信号が得られる。合成開口によるエコー受信信号は、受波アパーチャ５０２〜５１２により個々に得られるエコー受信信号よりも指向性が鋭くなる。これによって方位分解能の良い受波ビームを得ることができる。
【００３３】
このような方位分解能の良い受波ビームを得るためのビームフォーマは、送波側および受波側ともに、それぞれ送波アパーチャおよび受波アパーチャを構成する例えば１６個の超音波振動子に対応するものであれば良く、従来のように超音波トランスデューサアレイ中の全部（例えば９６個）の超音波振動子に対応する必要がないので、構成を簡素化することができる。
【００３４】
超音波ビームの送波は、送波タイミング発生ユニット６０２が発生する送波タイミング信号により所定の時間間隔で繰り返し行われ、そのつどエコー受信が行われる。超音波ビームの送受信を６回行うたびに、制御部１８による制御の下で、送波ビームフォーマ６０４および受波ビームフォーマ６１０により、音線の方位が所定量ずつ変更される。それによって、撮影対象４の内部が、音線によって順次に走査される。
【００３５】
このような構成の送受信部６は、例えば図４に示すような走査を行う。すなわち、放射点２００からｚ方向に延びる音線２０２で扇状の２次元領域２０６をθ方向に走査し、いわゆるセクタスキャン（ｓｅｃｔｏｒｓｃａｎ）を行う。
【００３６】
送受信部６はＢモード（ｍｏｄｅ）処理部１０に接続されている。送受信部６から出力される音線ごとのエコー受信信号は、Ｂモード処理部１０に入力される。
【００３７】
Ｂモード処理部１０はＢモード画像データ（ｄａｔａ）を形成するものである。Ｂモード処理部１０は、図５に示すように、対数増幅ユニット１０２と包絡線検波ユニット１０４を備えている。Ｂモード処理部１０は、対数増幅ユニット１０２でエコー受信信号を対数増幅し、包絡線検波ユニット１０４で包絡線検波して音線上の個々の反射点でのエコーの強度を表す信号、すなわちＡスコープ（ｓｃｏｐｅ）信号を得て、このＡスコープ信号の各瞬時の振幅をそれぞれ輝度値として、Ｂモード画像データを形成する。
【００３８】
Ｂモード処理部１０は画像処理部１４に接続されている。画像処理部１４は、Ｂモード処理部１０から入力されるデータに基づいてＢモード画像を生成する。
画像処理部１４は、図６に示すように、バス（ｂｕｓ）１４０によって接続された入力データメモリ（ｄａｔａｍｅｍｏｒｙ）１４２、ディジタル・スキャンコンバータ（ｄｉｇｉｔａｌｓｃａｎｃｏｎｖｅｒｔｅｒ）１４４、画像メモリ１４６およびプロセッサ（ｐｒｏｃｅｓｓｏｒ）１４８を備えている。
【００３９】
Ｂモード処理部１０から音線ごとに入力されたＢモード画像データは、入力データメモリ１４２に記憶される。入力データメモリ１４２のデータは、ディジタル・スキャンコンバータ１４４で走査変換されて画像メモリ１４６に記憶される。プロセッサ１４８は、入力データメモリ１４２または画像メモリ１４６のデータについて次に述べるデータ処理を施す。
【００４０】
図７に、プロセッサ１４８のデータ処理機能のブロック図で示す。各ブロックで示す機能は、例えばコンピュータプログラム（ｃｏｍｐｕｔｅｒｐｒｏｇｒａｍ）等により実現される。同図に示すように、プロセッサ１４８はデータ代入ユニット１５２およびローパスフィルタ（ｌｏｗ−ｐａｓｓｆｉｌｔｅｒ）ユニット１５４を有する。
【００４１】
データ代入ユニット１５２は、本発明における代入手段の実施の形態の一例である。ローパスフィルタユニット１５４は、本発明におけるフィルタリング（ｆｉｌｔｅｒｉｎｇ）手段の実施の形態の一例である。データ代入ユニット１５２およびローパスフィルタユニット１５４からなる部分は、本発明における補間手段の実施の形態の一例である。
【００４２】
データ代入ユニット１５２は、図８の（ａ）に概念的に示すように、例えば入力データメモリ１４２に記憶された音線データについて、各音線の間に設定した例えば各２本の補間音線に、値が全て０のデータを代入する。ローパスフィルタユニット１５４は、このように０が代入された音線データにつき、ｚ方向の位置が同一なものごとにθ方向すなわち方位方向にローパスフィルタリングを行う。ローパスフィルタリングの効果により、補間音線の位置にはその近傍の実測音線データに応じたデータが生成され、同図の（ｂ）に示すように音線密度を高めた音線データが得られる。
【００４３】
なお、補間音線データは、０データ代入とローパスフィルタの手法に限るものではなく、１次または２次以上の高次の補間演算により行うようにしても良く、また、スプライン（ｓｐｌｉｎｅ）補間等、高度の補間演算により行うようにしても良いのはいうまでもない。
【００４４】
また、このようなデータ補間は、入力データメモリ１４２のデータについて行う代わりに、ディジタル・スキャンコンバータ１４４で走査変換された画像メモリ１４６のデータについて行うようにしても良い。
【００４５】
上記のような音線補間を行うので、実際にスキャンする音線数よりも多い音線で撮影範囲スキャンしたものに相当する画像を得ることができる。また、音線補間を後処理によって行うようにしたので、撮影範囲を実際にスキャンする音線を削減し、撮影のフレームレート（ｆｒａｍｅｒａｔｅ）を高めることができる。
【００４６】
画像処理部１４には表示部１６が接続されている。表示部１６は、画像処理部１４から画像信号が与えられ、それに基づいて画像を表示するようになっている。なお、表示部１６は、グラフィックディスプレー（ｇｒａｐｈｉｃｄｉｓｐｌａｙ）等で構成される。Ｂモード処理部１０、画像処理部１４および表示部１６からなる部分は、本発明における画像生成手段の実施の形態の一例である。
【００４７】
以上の送受信部６、Ｂモード処理部１０、画像処理部１４および表示部１６には制御部１８が接続されている。制御部１８は、それら各部に制御信号を与えてその動作を制御する。また、被制御の各部から各種の報知信号が入力される。
【００４８】
制御部１８の制御の下で、Ｂモード動作が実行される。制御部１８には操作部２０が接続されている。操作部２０は操作者によって操作され、制御部１８に適宜の指令や情報を入力するようになっている。操作部２０は、例えばキーボード（ｋｅｙｂｏａｒｄ）やポインティングデバイス（ｐｏｉｎｔｉｎｇｄｅｖｉｃｅ）およびその他の操作具を備えた操作パネル（ｐａｎｅｌ）で構成される。
【００４９】
本装置の動作を説明する。操作者は超音波プローブ２を撮影対象４の所望の個所に当接し、操作部２０を操作して、Ｂモードの撮影動作を行う。これによって、制御部１８による制御の下でＢモード撮影が行われる。
【００５０】
図９に、本装置の動作の概念図を示す。同図において、動作の進行を上から下に向かって示す。同図に示すように、超音波ビームにより撮影範囲をスキャンする。スキャンは１方位あたり６回の送受信で行われる。各回のエコー受信はそれぞれ異なる受波アパーチャを通じて行われる。
【００５１】
方位の同一なエコー受信信号同士で開口合成を行い、開口合成後の音線データで画像フレームを形成する。この画像フレームに音線データを補間して画像を完成させる。この画像が表示部１６に可視像として表示される。
【００５２】
図１０に、受波ビームフォーマ６１０の他の実施の形態の一例をブロック図によって示す。同図に示すように、受波ビームフォーマ６１０は主遅延ユニット７０２を有する。主遅延ユニット７０２は、受波アパーチャにおける１６個の超音波振動子が受波した個々の受波エコーに、受波の方位θに合わせた時間差を付与する。主遅延ユニット７０２は、本発明における主遅延手段の実施の形態の一例である。
【００５３】
時間差が付与された個々の受波エコーは加算ユニット７１２に入力される。加算ユニット７１２は入力信号を全加算し、受波の方位θにおける１音線分のエコー受波信号を形成する。加算ユニット７１２は、本発明における主加算手段の実施の形態の一例である。
【００５４】
時間差が付与された個々の受波エコーは、また、副遅延ユニット７０４，７０６にも入力される。副遅延ユニット７０４，７０６は、それぞれ、入力信号にさらに時間差を付与する。副遅延ユニット７０４，７０６は、本発明における１対の副遅延手段の実施の形態の一例である。
【００５５】
副遅延ユニット７０４は、受波の方位を−Δθ偏向させる時間差を入力信号に付与する。副遅延ユニット７０６は、受波の方位を＋Δθ偏向させる時間差を入力信号に付与する。
【００５６】
副遅延ユニット７０４で時間差が付与された個々の受波エコーは、加算ユニット７１４に入力される。加算ユニット７１４は入力信号を全加算し、受波の方位θ−Δθにおける１音線分のエコー受波信号を形成する。加算ユニット７１４は、本発明における副加算手段の実施の形態の一例である。
【００５７】
副遅延ユニット７０６で時間差が付与された個々の受波エコーは、加算ユニット７１６に入力される。加算ユニット７１６は入力信号を全加算し、受波の方位θ＋Δθにおける１音線分のエコー受波信号を形成する。加算ユニット７１６は、本発明における副加算手段の実施の形態の一例である。
【００５８】
このようにして、図１１に示すように、３つの方位におけるエコー受波信号、すなわち、方位θにおけるエコー受波信号、方位θ−Δθにおけるエコー受波信号および方位θ＋Δθにおけるエコー受波信号を一挙に得ることができ、いわゆるマルチビーム（ｍｕｌｔｉｂｅａｍ）受信を行うことができる。以下、マルチビームの中心のビームを主ビームといい、実線で表す。また、主ビームの両側のビームを副ビームといい、破線で表す。
【００５９】
主遅延ユニット７０２は制御部１８によって制御され、主ビームの方位θが一定角度ずつ逐次変更される。副遅延ユニット７０４，７０６が与える時間差は固定になっており、したがって主ビームの両側の副ビームの偏向角度Δθは固定である。
【００６０】
これによって、例えば図１２に示すように、主ビームと副ビームによるセクタスキャンが行われる。主ビームの両側の副ビームの偏向角度Δθを主ビームの方位変更ステップ（ｓｔｅｐ）の１／３とすることにより、ビーム間隔が均一なセクタスキャンを行うことができる。
【００６１】
このようなセクタスキャンにおいて、受波ビームの総数は主ビーム数の３倍となる。主ビーム数は送波超音波のビーム数に等しい。したがって、受波ビーム数を送波ビーム数の３倍に増加させたセクタスキャンを行うことができる。
【００６２】
あるいは、逆にいえば、送波ビームの密度の３倍の密度の受波ビームによるセクタスキャンを行うことができる。したがって、エコー受波信号の方位分解能を送波ビームの密度によって定まる方位分解能の３倍に向上させることができる。
【００６３】
上記のようなマルチビーム受信を行うので、実際にスキャンする音線数よりも多い音線で撮影範囲スキャンしたものに相当する画像を得ることができる。これによって、撮影範囲を実際にスキャンする音線を削減し、撮影のフレームレートを高めることができる。
【００６４】
前述のように０値挿入とローパスフィルタリングによってビーム数を増やして方位分解能を上げる場合は、エコー受波信号は０値の挿入による信号レベル（ｌｅｖｅｌ）の低下が生じるが、マルチビーム受信によって得たエコー受波信号ではそのようなことはない。したがって、ＳＮＲ（ｓｉｇｎａｌ−ｔｏ−ｎｏｉｓｅｒａｔｉｏ）の良いエコー受波信号を得ることができる。
【００６５】
このようなセクタスキャンが６つの受波アパーチャ５０２〜５１２を順次切り換えてそれぞれ行われる。すなわち、送波アパーチャ４０２と受波アパーチャ５０２を用いて１回目のセクタスキャンを行い、送波アパーチャ４０２と受波アパーチャ５０４を用いて２回目のセクタスキャンを行い、送波アパーチャ４０２と受波アパーチャ５０６を用いて３回目のセクタスキャンを行い、送波アパーチャ４０２と受波アパーチャ５０８を用いて４回目のセクタスキャンを行い、送波アパーチャ４０２と受波アパーチャ５１０を用いて５回目のセクタスキャンを行い、送波アパーチャ４０２と受波アパーチャ５１２を用いて６回目のセクタスキャンを行う。以下これを繰り返す。
【００６６】
なお、受波アパーチャ５０２〜５１２を順次切り換えてのセクタスキャンは、送波アパーチャ４０２による送波を同一方位において６回繰り返し、そのエコーを受波アパーチャ５０２〜５１２を順次切り換えて受信するという動作を、送波の方位を逐次変更しながら行うようにしても良い。
【００６７】
図１３に、マルチビーム受信に対応した受波ビーム合成ユニット６１２のブロック図を示す。同図に示すように、受波ビーム合成ユニット６１２はメモリ切換ユニット７２０、メモリ７２２〜７３２および加算ユニット７３４を有する。メモリ７２２〜７３２は受波アパーチャ５０２〜５１２にそれぞれ対応して設けられる。
【００６８】
メモリ切換ユニット７２０は、メモリ切り換えにより、受波ビームフォーマ６１０から入力されたマルチビームのエコー受波信号をメモリ７２２〜７３２のいずれかに記憶する。
【００６９】
メモリ切換ユニット７２０によるメモリ切り換えは、送受アパーチャ切換ユニット６０６による受波アパーチャ切り換えと連動している。これによって、メモリ７２２，７２４，７２６，７２８，７３０，７３２には、それぞれ、受波アパーチャ５０２，５０４，５０６，５０８，５１０，５１２で受波したエコー受波信号がマルチビームエコー受波信号として記憶される。
【００７０】
メモリ７２２〜７３２に記憶されたエコー受波信号は、ビームの方位が同一なもの同士が読み出され、加算ユニット７３４に入力される。加算ユニット７３４はそれら入力信号を全加算する。これによって、前述と同様に合成開口によるエコー受波信号が形成される。方位を順次変更しながらこれを行うことにより、セクタスキャンにおける全てのビームに関するエコー受波信号を形成する。
【００７１】
このようなエコー受波信号がＢモード処理部１０に入力される。以下、前述と同様なデータ処理が行われ、表示部１６にＢモード画像が表示される。エコー受波信号のＳＮＲが良いので、Ｂモード画像は品質の良いものを得ることができる。
【００７２】
超音波撮影では、送波超音波の高調波エコーすなわちハーモニックスエコー（ｈａｒｍｏｎｉｃｓｅｃｈｏ）に基づいて画像を生成することが行われる。このような超音波撮影をティシュー・ハーモニックス・イメージング（ＴＨＩ：ＴｉｓｓｕｅＨａｒｍｏｎｉｃｓＩｍａｇｉｎｇ）ともいう。ハーモニックスエコー像は、基本波エコー像とは異なる独自の臨床的価値を有する。
【００７３】
ティシュー・ハーモニックス・イメージングはパルスインバージョン・テクニック（ＰＩＴ：ＰｕｌｓｅＩｎｖｅｒｓｉｏｎＴｅｃｈｎｉｑｕｅ）を用いて行われる。パルスインバージョン・テクニックでは、超音波トランスデューサのバイポーラ（ｂｉｐｏｌａｒ）駆動により、１回目と２回目で位相を１８０°異ならせて超音波を送波し、それら超音波のエコーの和を求めることにより基本波エコーを相殺し、ハーモニックスエコーを得る。
【００７４】
本装置における超音波送受波のアパーチャ構成は、パルスインバージョン・テクニックによるティシュー・ハーモニックス・イメージングを効果的に行うのに適する。以下、それについて説明する。
【００７５】
ティシュー・ハーモニックス・イメージングを行う場合は、送波アパーチャ４０２から同一方位に超音波を６回送波するにあたり、１回ごとに送波超音波の位相を１８０°異ならせる。そして、それらのエコーを、前述の場合と同様に、受波アパーチャ５０２〜５１２を順次切り換えながらそれぞれ受波する。
【００７６】
これによって、受波アパーチャ５０２で受波したエコー受波信号と受波アパーチャ５０４で受波したエコー受波信号は、基本波成分が１８０°の位相差を持つようになる。同様に、受波アパーチャ５０６で受波したエコー受波信号と受波アパーチャ５０８で受波したエコー受波信号の基本波成分も１８０°の位相差を持ち、受波アパーチャ５１０で受波したエコー受波信号と受波アパーチャ５１２で受波したエコー受波信号の基本波成分も１８０°の位相差を持つ。
【００７７】
なお、受波アパーチャ５０４で受波したエコー受波信号と受波アパーチャ５０６で受波したエコー受波信号の基本波成分の位相差も１８０°となり、受波アパーチャ５０８で受波したエコー受波信号と受波アパーチャ５１０で受波したエコー受波信号の基本波成分の位相差も１８０°となるのはいうまでもない。
【００７８】
図１４に、ティシュー・ハーモニックス・イメージングに対応した受波ビーム合成ユニット６１２のブロック図を示す。
同図に示すように、受波ビーム合成ユニット６１２は、メモリ切換ユニット７２０、メモリ７２２〜７３２、補間ユニット７４２〜７５２、メモリ７６２〜７７２、および加算ユニット７８２〜７８８を有する。
【００７９】
補間ユニット７４２〜７５２は、本発明における補間手段の実施の形態の一例である。加算ユニット７８２〜７８６は、本発明における加算手段の実施の形態の一例である。加算ユニット７８８は、本発明における合成手段の実施の形態の一例である。
【００８０】
メモリ７２２、補間ユニット７４２およびメモリ７６２は、受波アパーチャ５０２に対応して設けられる。
メモリ７２４、補間ユニット７４４およびメモリ７６４は、受波アパーチャ５０４に対応して設けられる。
【００８１】
メモリ７２６、補間ユニット７４６およびメモリ７６６は、受波アパーチャ５０６に対応して設けられる。
メモリ７２８、補間ユニット７４８およびメモリ７６８は、受波アパーチャ５０８に対応して設けられる。
【００８２】
メモリ７３０、補間ユニット７５０およびメモリ７７０は、受波アパーチャ５１０に対応して設けられる。
メモリ７３２、補間ユニット７５２およびメモリ７７２は、受波アパーチャ５１２に対応して設けられる。
【００８３】
メモリ切換ユニット７２０は、メモリ切り換えにより、受波ビームフォーマ６１０から入力されたエコー受波信号をメモリ７２２〜７３２のいずれかに記憶する。
【００８４】
メモリ切換ユニット７２０によるメモリ切り換えは、送受アパーチャ切換ユニット６０６による受波アパーチャ切り換えと連動している。これによって、メモリ７２２〜７３２には、それぞれ、受波アパーチャ５０２〜５１２で受波したエコー受波信号が記憶される。
【００８５】
メモリ７２２〜７３２に記憶されたエコー受波信号は、補間ユニット７４２〜７５２でそれぞれ方位方向の補間が行われて、メモリ７６２〜７７２にそれぞれ記憶される。補間ユニット７４２〜７５２による方位方向の補間は、前述と同様に０値挿入とローパスフィルタリング等によって行われる。これによって、受波の音線数を増加させたエコー受波信号がメモリ７６２〜７７２に形成される。
【００８６】
メモリ７６２〜７７２に記憶されたエコー受波信号は、ビームの方位が同一なもの同士が読み出される。メモリ７６２，７６４から読み出されたエコー受波信号は、加算ユニット７８２で加算される。メモリ７６６，７６８から読み出されたエコー受波信号は、加算ユニット７８４で加算される。メモリ７７０，７７２から読み出されたエコー受波信号は、加算ユニット７８６で加算される。
【００８７】
メモリ７６２，７６４に記憶されたエコー受波信号は、基本波成分の位相が１８０°異なるので加算により基本波成分が相殺される。これに対して第２高調波成分等偶数次の高調波成分は位相が同じになるので加算によって倍加する。したがって、加算ユニット７８２からエコー受波信号の偶数次の高調波成分が出力される。メモリ７６６，７６８から読み出されたエコー受波信号の加算、および、メモリ７７０，７７２から読み出されたエコー受波信号の加算についても同じことがいえる。このようにして１つの方位におけるハーモニックスエコー受波信号を３つ得ることができる。
【００８８】
これらのハーモニックスエコーは加算ユニット７８８で全加算される。これによって、前述と同様に合成開口によるハーモニックスエコー受波信号が形成される。方位を順次変更しながら以上のことを行うことにより、セクタスキャンにおける全てのビームに関するハーモニックスエコー受波信号を形成する。
【００８９】
このようなエコー受波信号がＢモード処理部１０に入力される。以下、前述と同様なデータ処理が行われ、表示部１６にＢモード画像が表示され、ティシュー・ハーモニックス・イメージングが行われる。このようにして、合成開口に基づく超音波撮影を行う構成を巧みに利用したティシュー・ハーモニックス・イメージングを行うことができる。
【００９０】
また、エコー受波信号の音線補間を行うので、実際にスキャンする音線数よりも多い音線で撮影範囲スキャンしたものに相当する画像を得ることができる。このため、撮影範囲を実際にスキャンする音線を削減し、撮影のフレームレートを高めることができる。
【００９１】
以上は、超音波トランスデューサアレイ３００が１次元アレイの例であるがアレイは１次元アレイに限るものではなく、例えば図１５に示すような２次元アレイとしても良い。同図に示すように、２次元アレイ７００は中央部に送波アパーチャ８０２を有し、その周囲に複数の受波アパーチャ９０２を有する。送波アパーチャ８０２および受波アパーチャ９０２は、いずれも２次元アレイである。
【００９２】
このような２次元アレイ７００を用い、例えば図１６に示すように、互いに垂直なθ方向およびφ方向でスキャンを行う。スキャンの要領および開口合成の要領は１次元の場合に準じる。
【００９３】
そして、実スキャン音線のデータの間に設定した補間音線にデータを補間する。補間の要領も１次元の場合に準じる。補間後のデータによって３次元像を生成する。
【００９４】
３次元スキャンを行うためのビームフォーマは、送波側および受波側ともに、それぞれ送波アパーチャおよび受波アパーチャを構成する例えば１６個の超音波振動子に対応するものであれば良く、従来のように超音波トランスデューサアレイ中の全部（例えば１６ｘ６ｘ６＝５７６個）の超音波振動子に対応する必要がないので、構成を大幅に簡素化することができる。
【００９５】
【発明の効果】
以上詳細に説明したように、本発明によれば、合理的なビームフォーミングを行う超音波撮影装置を実現することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の実施の形態の一例の装置のブロック図である。
【図２】超音波トランスデューサアレイの概念図である。
【図３】図１に示した装置における送受信部のブロック図である。
【図４】図１に示した装置による音線走査の模式図である。
【図５】図１に示した装置におけるＢモード処理部のブロック図である。
【図６】図１に示した装置における画像処理部のブロック図である。
【図７】図６に示した画像処理部におけるプロセッサの機能を示すブロック図である。
【図８】音線データ補間の概念図である。
【図９】図１に示した装置の動作の概念図である。
【図１０】送受信部における受波ビームフォーマのブロック図である。
【図１１】マルチビームの概念図である。
【図１２】マルチビームによるセクタスキャンの概念図である。
【図１３】送受信部における受波ビーム合成ユニットのブロック図である。
【図１４】送受信部における受波ビーム合成ユニットのブロック図である。
【図１５】２次元アレイの概念図である。
【図１６】３次元スキャンの概念図である。
【符号の説明】
２超音波プローブ
４撮影対象
６送受信部
１０Ｂモード処理部
１４画像処理部
１６表示部
１８制御部
２０操作部
１４２入力データメモリ
１４４ディジタル・スキャンコンバータ
１４６画像メモリ
１４８プロセッサ
１５２データ代入ユニット
１５４ローパスフィルタユニット
３００，７００超音波トランスデューサアレイ
３０２超音波振動子
４０２，８０２送波アパーチャ
５０２〜５１２，９０２受波アパーチャ
７０２主遅延ユニット
７０４，７０６副遅延ユニット
７１２，７１４，７１６，７３４加算ユニット
７２０メモリ切換ユニット
７２２〜７３２，７６２〜７７２メモリ
７４２〜７５２補間ユニット
７８２，７８４，７８６，７８８加算ユニット[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to an ultrasonic imaging apparatus, and more particularly to an ultrasonic imaging apparatus that generates an image based on ultrasonic echoes that are sequentially transmitted in a plurality of directions.
[0002]
[Prior art]
In ultrasonic imaging, ultrasonic waves are sequentially transmitted in a plurality of directions to receive echoes, and an image is generated based on the echo reception signals. An ultrasonic transducer array in which a large number of ultrasonic transducers are arranged in an array is used for transmitting and receiving ultrasonic waves. By operating this ultrasonic transducer array as a phased array, a beam of transmitted ultrasonic waves is formed and a sound ray of a received echo is formed.
[0003]
In order to realize a phased array, a beamformer is used. The beam former is provided with a beam former for transmission and a beam former for reception. The beamformer has a plurality of delay elements corresponding to a plurality of ultrasonic transducers constituting a transmission or reception aperture. In addition, a control unit that individually changes the delay amount of these delay elements is provided.
[0004]
[Problems to be solved by the invention]
In order to increase the spatial resolution of the image, it is necessary to increase the transmission and reception apertures, that is, to increase the number of ultrasonic transducers constituting the aperture. Increase in size.
[0005]
In particular, when the ultrasonic transducer array is a two-dimensional array, the number of ultrasonic transducers constituting the aperture is the square of that in the case of the one-dimensional array, so that the beam former is synergistically increased in size.
[0006]
Accordingly, an object of the present invention is to realize an ultrasonic imaging apparatus that performs rational beam forming.
[0007]
[Means for Solving the Problems]
(1) One aspect of the invention for solving the above-described problem is that a single transmission aperture constituted by a plurality of ultrasonic transducers and a plurality of non-overlapping plural components each constituted by a plurality of ultrasonic transducers An ultrasonic transducer array having a receiving aperture, a transmitting means for repeatedly performing ultrasonic transmission equal to the number of the receiving apertures in the same direction through the transmitting aperture, and one ultrasonic transmission Receiving means for repeatedly performing echo reception in the same azimuth while changing the receiving aperture every time, and changing the direction of ultrasonic transmission by the transmission means and the direction of echo reception by the receiving means The azimuth changing means for adding the echo signals in the same azimuth received through the plurality of receiving apertures to synthesize the received signal And forming means is an ultrasonic imaging apparatus characterized by comprising an image generating device which generates an image based on the received signal the composite.
[0008]
In this aspect of the invention, since both the transmission aperture and the reception aperture are formed by a part of the ultrasonic transducer array, the beam former that determines the direction of the ultrasonic transmission and the direction of the echo reception is provided with the ultrasonic transducer array. It can be made small compared to the scale of.
[0009]
(2) According to another aspect of the invention for solving the above-described problem, the image generation unit includes an interpolation unit that interpolates a reception signal in a direction where the combined reception signal does not exist based on the combined reception signal. The ultrasonic imaging apparatus according to (1), wherein an image is generated based on the synthesized reception signal and the interpolated reception signal.
[0010]
In the invention from this viewpoint, in addition to (1), since the reception signal in the direction where the combined reception signal does not exist is obtained by interpolation from the combined reception signal, the sound ray density of imaging can be increased.
[0011]
(3) In another aspect of the invention for solving the above-described problem, the interpolating means includes: substituting means for substituting a signal having a value of 0 as a received signal in a direction in which the synthesized received signal does not exist; The ultrasonic imaging apparatus according to (2), further including a filtering unit that performs low-pass filtering on the received signal that has been substituted in the azimuth direction.
[0012]
In the invention from this viewpoint, interpolation is performed by substituting 0 value in the azimuth direction and low-pass filtering in the azimuth direction, so that interpolation data can be generated easily.
[0013]
(4) According to another aspect of the invention for solving the above-described problem, a single transmission aperture composed of a plurality of ultrasonic transducers and a plurality of non-overlapping components each composed of a plurality of ultrasonic transducers An ultrasonic transducer array having a receiving aperture, a wave transmitting means for transmitting an ultrasonic wave while sequentially changing the direction through the transmission aperture, and repeatedly scanning an imaging range with the ultrasonic wave, and for each repetition of the scan, Receiving means for receiving echoes in the azimuth and two predetermined azimuths on both sides of the azimuth while changing the receiving aperture; and echo receiving signals in the same azimuth respectively received through the plurality of receiving apertures Combining means for adding together to synthesize a received signal; and image generating means for generating an image based on the synthesized received signal. An ultrasonic imaging apparatus according to claim.
[0014]
In this aspect of the invention, since both the transmission aperture and the reception aperture are formed by a part of the ultrasonic transducer array, the beam former that determines the direction of the ultrasonic transmission and the direction of the echo reception is provided with the ultrasonic transducer array. It can be made small compared to the scale of. Furthermore, since simultaneous reception of echoes in three directions is performed per ultrasonic transmission, the sound ray density of imaging can be increased.
[0015]
(5) In another aspect of the invention for solving the above problems, a single transmission aperture composed of a plurality of ultrasonic transducers and an even number of non-overlapping ones each composed of a plurality of ultrasonic transducers An ultrasonic transducer array having a receiving aperture; and a transmitting means for repeatedly performing ultrasonic transmission of the number of times equal to the number of the receiving apertures through the transmitting aperture alternately in the same direction with opposite phases; and the ultrasonic wave Receiving means for repeatedly receiving echoes in the same direction while changing the receiving aperture for each transmission, an azimuth of ultrasonic transmission by the transmitting means, and echo reception by the receiving means Azimuth changing means for sequentially changing the azimuth of the wave, and for the echo reception signals in a plurality of directions for each of the reception apertures, an echo reception signal in the middle of those directions is supplemented. Interpolating means for performing interpolation, adding means for adding two echo received signals having the same azimuth and opposite phases between the received apertures, and the added The echo receiving signal includes combining means for adding received signals having the same azimuth and combining the received signals, and image generating means for generating an image based on the combined received signals. This is an ultrasonic imaging apparatus.
[0016]
In this aspect of the invention, since both the transmission aperture and the reception aperture are formed by a part of the ultrasonic transducer array, the beam former that determines the direction of the ultrasonic transmission and the direction of the echo reception is provided with the ultrasonic transducer array. It can be made small compared to the scale of. Furthermore, a harmonic echo can be obtained by adding ultrasonic echo reception signals transmitted in opposite phases, and harmonic imaging can be performed based on this.
[0017]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
Hereinafter, embodiments of the present invention will be described in detail with reference to the drawings. The present invention is not limited to the embodiment. FIG. 1 shows a block diagram of the ultrasonic imaging apparatus. This apparatus is an example of an embodiment of the present invention. An example of an embodiment relating to the apparatus of the present invention is shown by the configuration of the apparatus.
[0018]
As shown in FIG. 1, this apparatus has an ultrasonic probe 2 (probe). The ultrasonic probe 2 is used in contact with the imaging object 4 by the operator. The ultrasonic probe 2 includes, for example, an ultrasonic transducer array 300 as shown in FIG. The ultrasonic transducer array 300 is an example of an embodiment of the ultrasonic transducer array in the present invention.
[0019]
The ultrasonic transducer array 300 is configured as a one-dimensional array in which, for example, 96 ultrasonic transducers 302 are arranged. The ultrasonic transducer 302 is made of, for example, a piezoelectric material such as PZT (titanium (Ti) zirconate (Zr) oxide) ceramics.
[0020]
The ultrasonic transducer array 300 has a single transmit aperture 402 in the center. The transmission aperture 402 is composed of, for example, 16 ultrasonic transducers. The number is not limited to 16, and may be appropriate. The transmission aperture 402 is an example of the embodiment of the transmission aperture in the present invention.
[0021]
The ultrasonic transducer array 300 also has six receiving apertures 502-512. The receiving apertures 502 to 512 do not overlap each other. The receiving apertures 502 to 512 are each composed of, for example, 16 ultrasonic transducers. The number is not limited to 16, and may be appropriate. Further, the size of the transmission aperture 402 is not necessarily the same.
[0022]
The ultrasonic probe 2 is connected to the transmission / reception unit 6. The transmission / reception unit 6 sends a drive signal to the ultrasonic probe 2 to transmit ultrasonic waves. The transmission / reception unit 6 also receives an echo signal received by the ultrasonic probe 2.
[0023]
A block diagram of the transceiver 6 is shown in FIG. As shown in the figure, the transmission / reception unit 6 includes a transmission timing generation unit (unit) 602. The transmission timing generation unit 602 periodically generates a transmission timing signal and inputs it to the transmission beam former 604.
[0024]
The transmission beamformer 604 performs beamforming of the transmission, and generates a beamforming signal for forming an ultrasonic beam having a predetermined direction based on the transmission timing signal. The beam forming signal is composed of a plurality of drive signals to which time differences corresponding to directions are given. Beam forming is controlled by the control unit 18 described later. The control unit 18 is an example of an embodiment of the direction changing means in the present invention. The transmission beam former 604 inputs the transmission beam forming signal to the transmission / reception aperture switching unit 606.
[0025]
The transmission / reception aperture switching unit 606 inputs the beamforming signal to the transmission aperture 402 of the ultrasonic transducer array 300. The transmission / reception aperture switching unit 606 is controlled by the control unit 18 described later.
[0026]
In the ultrasonic transducer array 300, the plurality of ultrasonic transducers constituting the transmission aperture 402 respectively generate ultrasonic waves having a phase difference corresponding to the time difference of the drive signals. An ultrasonic beam along a sound ray in a predetermined direction is formed by the wavefront synthesis of these ultrasonic waves.
[0027]
Such ultrasonic transmission is performed six times per direction. The number of transmissions corresponds to the number of receiving apertures 502 to 512. A portion including the transmission timing generation unit 602, the transmission beam former 604, and the transmission / reception aperture switching unit 606 is an example of an embodiment of the transmission means in the present invention.
[0028]
A receiving beam former 610 is connected to the transmission / reception aperture switching unit 606. The transmission / reception aperture switching unit 606 selects one of the reception apertures 502 to 512 in the ultrasonic transducer array 300 and inputs an echo signal received by each ultrasonic transducer to the reception beam former 610.
[0029]
The receiving beam former 610 performs receiving beam forming corresponding to the sound ray of the transmitting wave. The receiving beam former 610 adjusts the phase by giving a time difference to each received echo, and then adds them to obtain a predetermined azimuth. An echo reception signal along the sound ray is formed. The beam forming of the received wave is controlled by the control unit 18 described later. The control unit 18 is an example of an embodiment of the direction changing means in the present invention.
[0030]
Such echo reception is performed in the same direction while sequentially switching the receiving aperture in cooperation with the above-described ultrasonic transmission. A portion including the transmission / reception aperture switching unit 606 and the reception beam former 610 is an example of an embodiment of the reception means in the present invention.
[0031]
The echo reception signal for each reception aperture formed by the reception beam former 610 is fully added by the reception beam combining unit 612. Thereby, an echo reception signal for one sound ray in one azimuth is synthesized. The receiving beam combining unit 612 is an example of an embodiment of combining means in the present invention.
[0032]
The synthesized echo reception signal corresponds to an echo reception signal when the entire ultrasonic transducer array 300 is used as one reception aperture. That is, an echo reception signal is obtained by a synthetic aperture. The echo reception signal due to the synthetic aperture has a sharper directivity than the echo reception signals obtained individually by the reception apertures 502 to 512. As a result, a received beam with good azimuth resolution can be obtained.
[0033]
A beamformer for obtaining such a received beam having a good azimuth resolution corresponds to, for example, 16 ultrasonic transducers constituting the transmit aperture and the receive aperture on the transmit side and the receive side, respectively. As long as it is not necessary, it is not necessary to deal with all (for example, 96) ultrasonic transducers in the ultrasonic transducer array as in the prior art, and the configuration can be simplified.
[0034]
Transmission of the ultrasonic beam is repeatedly performed at predetermined time intervals by a transmission timing signal generated by the transmission timing generation unit 602, and echo reception is performed each time. Every time transmission / reception of an ultrasonic beam is performed six times, the direction of the sound ray is changed by a predetermined amount by the transmission beam former 604 and the reception beam former 610 under the control of the control unit 18. Thereby, the inside of the photographing object 4 is sequentially scanned by sound rays.
[0035]
The transmission / reception unit 6 having such a configuration performs scanning as shown in FIG. 4, for example. That is, the fan-shaped two-dimensional region 206 is scanned in the θ direction by the sound ray 202 extending in the z direction from the radiation point 200, and so-called sector scan is performed.
[0036]
The transmission / reception unit 6 is connected to a B-mode processing unit 10. The echo reception signal for each sound ray output from the transmission / reception unit 6 is input to the B-mode processing unit 10.
[0037]
The B-mode processing unit 10 forms B-mode image data (data). As shown in FIG. 5, the B mode processing unit 10 includes a logarithmic amplification unit 102 and an envelope detection unit 104. The B mode processing unit 10 logarithmically amplifies the echo reception signal by the logarithmic amplification unit 102, envelope detection by the envelope detection unit 104, and a signal representing the echo intensity at each reflection point on the sound ray, that is, an A scope A (scope) signal is obtained, and B-mode image data is formed with each instantaneous amplitude of the A scope signal as a luminance value.
[0038]
The B mode processing unit 10 is connected to the image processing unit 14. The image processing unit 14 generates a B-mode image based on data input from the B-mode processing unit 10.
As shown in FIG. 6, the image processing unit 14 includes an input data memory 142, a digital scan converter 144, an image memory 146, and a processor connected by a bus 140. 148.
[0039]
B-mode image data input for each sound ray from the B-mode processing unit 10 is stored in the input data memory 142. Data in the input data memory 142 is scan-converted by the digital scan converter 144 and stored in the image memory 146. The processor 148 performs the following data processing on the data in the input data memory 142 or the image memory 146.
[0040]
FIG. 7 is a block diagram showing the data processing function of the processor 148. The function shown by each block is implement | achieved by the computer program (computer program) etc., for example. As shown in the figure, the processor 148 has a data substitution unit 152 and a low-pass filter unit 154.
[0041]
The data substitution unit 152 is an example of an embodiment of substitution means in the present invention. The low pass filter unit 154 is an example of an embodiment of filtering means in the present invention. The portion composed of the data substitution unit 152 and the low-pass filter unit 154 is an example of an embodiment of the interpolation means in the present invention.
[0042]
As conceptually shown in FIG. 8A, the data substitution unit 152, for example, for each of the sound ray data stored in the input data memory 142, for example, two interpolated sound rays set between each sound ray. Is substituted with data whose values are all zero. The low-pass filter unit 154 performs low-pass filtering in the θ direction, that is, the azimuth direction for the sound ray data into which 0 is substituted in this way for each of the same positions in the z direction. Due to the effect of the low-pass filtering, data corresponding to the measured sound ray data in the vicinity thereof is generated at the position of the interpolated sound ray, and sound ray data with an increased sound ray density is obtained as shown in FIG. .
[0043]
Note that the interpolated sound ray data is not limited to the zero data substitution and low-pass filter technique, and may be performed by a first-order or second-order or higher-order interpolation calculation, and spline interpolation or the like. Needless to say, it may be performed by advanced interpolation calculation.
[0044]
Further, such data interpolation may be performed on the data in the image memory 146 that has been scan-converted by the digital scan converter 144, instead of being performed on the data in the input data memory 142.
[0045]
Since sound ray interpolation as described above is performed, it is possible to obtain an image corresponding to a scanning range scanned with more sound rays than the number of sound rays actually scanned. Further, since the sound ray interpolation is performed by post-processing, it is possible to reduce the sound rays that actually scan the shooting range and increase the frame rate of shooting.
[0046]
A display unit 16 is connected to the image processing unit 14. The display unit 16 receives an image signal from the image processing unit 14 and displays an image based on the image signal. The display unit 16 is configured by a graphic display or the like. The portion including the B-mode processing unit 10, the image processing unit 14, and the display unit 16 is an example of an embodiment of the image generation unit in the present invention.
[0047]
A control unit 18 is connected to the transmission / reception unit 6, the B-mode processing unit 10, the image processing unit 14, and the display unit 16. The control unit 18 gives control signals to these units to control their operation. Also, various notification signals are input from each part to be controlled.
[0048]
Under the control of the control unit 18, the B mode operation is executed. An operation unit 20 is connected to the control unit 18. The operation unit 20 is operated by an operator and inputs appropriate commands and information to the control unit 18. The operation unit 20 includes, for example, an operation panel including a keyboard, a pointing device, and other operation tools.
[0049]
The operation of this apparatus will be described. The operator brings the ultrasonic probe 2 into contact with a desired location of the imaging target 4 and operates the operation unit 20 to perform the B-mode imaging operation. Thereby, B-mode imaging is performed under the control of the control unit 18.
[0050]
FIG. 9 shows a conceptual diagram of the operation of this apparatus. In the figure, the progress of the operation is shown from top to bottom. As shown in the figure, the imaging range is scanned with an ultrasonic beam. Scanning is performed by 6 transmissions / receptions per direction. Each echo reception is performed through a different receiving aperture.
[0051]
Aperture synthesis is performed between echo reception signals having the same azimuth, and an image frame is formed using sound ray data after aperture synthesis. The sound ray data is interpolated into the image frame to complete the image. This image is displayed on the display unit 16 as a visible image.
[0052]
FIG. 10 is a block diagram showing an example of another embodiment of the receiving beam former 610. As shown in the figure, the receiving beamformer 610 has a main delay unit 702. The main delay unit 702 gives a time difference according to the azimuth θ of the received wave to each received echo received by the 16 ultrasonic transducers in the received aperture. The main delay unit 702 is an example of an embodiment of the main delay means in the present invention.
[0053]
Each received echo to which the time difference is given is input to the adding unit 712. The adder unit 712 fully adds the input signals and forms an echo reception signal for one sound ray in the reception direction θ. The adding unit 712 is an example of an embodiment of the main adding means in the present invention.
[0054]
The individual received echoes to which the time difference is added are also input to the sub delay units 704 and 706. Each of the sub delay units 704 and 706 adds a time difference to the input signal. The sub delay units 704 and 706 are an example of an embodiment of a pair of sub delay means in the present invention.
[0055]
The sub-delay unit 704 gives the input signal a time difference that deflects the reception direction by −Δθ. The sub-delay unit 706 gives a time difference that deflects the direction of the received wave by + Δθ to the input signal.
[0056]
The individual received echoes to which the time difference is given by the sub delay unit 704 are input to the adding unit 714. The adder unit 714 fully adds the input signals to form an echo reception signal for one sound ray in the reception direction θ-Δθ. The adding unit 714 is an example of the embodiment of the sub-adding means in the present invention.
[0057]
Each received echo to which the time difference is given by the sub delay unit 706 is input to the adding unit 716. The adder unit 716 fully adds the input signals and forms an echo reception signal for one sound ray in the reception direction θ + Δθ. The adding unit 716 is an example of an embodiment of the sub-adding means in the present invention.
[0058]
In this way, as shown in FIG. 11, echo received signals in three directions, that is, echo received signals in azimuth θ, echo received signals in azimuth θ−Δθ, and echo received signals in azimuth θ + Δθ are collectively shown. In other words, so-called multi-beam reception can be performed. Hereinafter, the center beam of the multi-beam is referred to as a main beam and is represented by a solid line. The beams on both sides of the main beam are called sub beams and are represented by broken lines.
[0059]
The main delay unit 702 is controlled by the control unit 18, and the main beam azimuth θ is sequentially changed by a certain angle. The time difference given by the sub-delay units 704 and 706 is fixed, so that the sub-beam deflection angle Δθ on both sides of the main beam is fixed.
[0060]
Thereby, for example, as shown in FIG. 12, sector scanning is performed by the main beam and the sub beam. By setting the deflection angle Δθ of the sub-beams on both sides of the main beam to 1/3 of the main beam orientation changing step (step), sector scanning with a uniform beam interval can be performed.
[0061]
In such a sector scan, the total number of received beams is three times the number of main beams. The number of main beams is equal to the number of transmitted ultrasonic beams. Therefore, it is possible to perform sector scanning in which the number of received beams is increased to three times the number of transmitted beams.
[0062]
Or, conversely, sector scanning can be performed with a received beam having a density three times the density of the transmitted beam. Therefore, the azimuth resolution of the echo reception signal can be improved to three times the azimuth resolution determined by the density of the transmitted beam.
[0063]
Since the multi-beam reception as described above is performed, an image corresponding to a scanning range scanned with more sound rays than the number of sound rays actually scanned can be obtained. As a result, it is possible to reduce sound rays that actually scan the shooting range and increase the shooting frame rate.
[0064]
As described above, when increasing the azimuth resolution by increasing the number of beams by zero value insertion and low-pass filtering, the echo reception signal has a signal level (level) decrease due to the insertion of zero value, but obtained by multi-beam reception. This is not the case with echo signals. Therefore, it is possible to obtain an echo reception signal having a good SNR (signal-to-noise ratio).
[0065]
Such sector scanning is performed by sequentially switching the six receiving apertures 502 to 512. That is, the first sector scan is performed using the transmission aperture 402 and the reception aperture 502, the second sector scan is performed using the transmission aperture 402 and the reception aperture 504, and the transmission aperture 402 and the reception aperture are performed. 506 is used for the third sector scan, transmit aperture 402 and receive aperture 508 are used for the fourth sector scan, and transmit aperture 402 and receive aperture 510 are used for the fifth sector scan. And a sixth sector scan is performed using the transmission aperture 402 and the reception aperture 512. This is repeated below.
[0066]
Note that the sector scan in which the receiving apertures 502 to 512 are sequentially switched is an operation in which the transmission by the transmitting aperture 402 is repeated six times in the same direction, and the echo is received by sequentially switching the receiving apertures 502 to 512. Alternatively, it may be performed while sequentially changing the direction of transmission.
[0067]
FIG. 13 shows a block diagram of a received beam combining unit 612 corresponding to multi-beam reception. As shown in the figure, the received beam combining unit 612 includes a memory switching unit 720, memories 722 to 732, and an adding unit 734. The memories 722 to 732 are provided corresponding to the receiving apertures 502 to 512, respectively.
[0068]
The memory switching unit 720 stores the multi-beam echo reception signal input from the reception beam former 610 in any of the memories 722 to 732 by memory switching.
[0069]
Memory switching by the memory switching unit 720 is linked with wave receiving aperture switching by the transmission / reception aperture switching unit 606. As a result, the echo reception signals received by the reception apertures 502, 504, 506, 508, 510, and 512 are respectively stored in the memories 722, 724, 726, 728, 730, and 732 as multi-beam echo reception signals. Remembered.
[0070]
The echo reception signals stored in the memories 722 to 732 are read out with the same beam azimuth and input to the addition unit 734. The adder unit 734 fully adds the input signals. As a result, an echo reception signal by the synthetic aperture is formed as described above. By performing this while sequentially changing the azimuth, echo reception signals for all the beams in the sector scan are formed.
[0071]
Such an echo reception signal is input to the B-mode processing unit 10. Thereafter, data processing similar to that described above is performed, and a B-mode image is displayed on the display unit 16. Since the SNR of the echo reception signal is good, a B-mode image having a good quality can be obtained.
[0072]
In ultrasonic imaging, an image is generated based on harmonic echoes of transmitted ultrasonic waves, that is, harmonics echoes. Such ultrasonic imaging is also referred to as tissue harmonic imaging (THI). The harmonics echo image has a unique clinical value different from the fundamental wave echo image.
[0073]
Tissue harmonics imaging is performed using a pulse inversion technique (PIT). In the pulse inversion technique, the ultrasonic transducer is bipolar driven, and the ultrasonic waves are transmitted with a phase difference of 180 ° between the first time and the second time, and the sum of the echoes of these ultrasonic waves is obtained. Cancels wave echo and obtains harmonics echo.
[0074]
The aperture configuration of the ultrasonic transmission / reception in this apparatus is suitable for effectively performing tissue harmonic imaging by the pulse inversion technique. This will be described below.
[0075]
When performing tissue harmonic imaging, when transmitting an ultrasonic wave six times in the same direction from the transmission aperture 402, the phase of the transmitted ultrasonic wave is changed by 180 ° every time. These echoes are received while switching the receiving apertures 502 to 512 in the same manner as described above.
[0076]
As a result, the fundamental wave component of the echo reception signal received by the reception aperture 502 and the echo reception signal received by the reception aperture 504 have a phase difference of 180 °. Similarly, the fundamental wave component of the echo reception signal received by the reception aperture 506 and the echo reception signal received by the reception aperture 508 also has a phase difference of 180 °, and the echo received by the reception aperture 510. The fundamental component of the received signal and the echo received signal received by the received aperture 512 also has a phase difference of 180 °.
[0077]
The phase difference between the fundamental wave component of the echo received signal received by the receiving aperture 504 and the echo received signal received by the receiving aperture 506 is also 180 °, and the echo received by the receiving aperture 508 is received. Needless to say, the phase difference between the signal and the fundamental component of the echo reception signal received by the reception aperture 510 is also 180 °.
[0078]
FIG. 14 is a block diagram of a receiving beam synthesis unit 612 corresponding to tissue harmonic imaging.
As shown in the figure, the received beam combining unit 612 includes a memory switching unit 720, memories 722 to 732, interpolation units 742 to 752, memories 762 to 772, and addition units 782 to 788.
[0079]
The interpolation units 742 to 752 are an example of an embodiment of the interpolation means in the present invention. The adding units 782 to 786 are an example of the embodiment of the adding means in the present invention. The adding unit 788 is an example of an embodiment of the combining means in the present invention.
[0080]
The memory 722, the interpolation unit 742, and the memory 762 are provided corresponding to the receiving aperture 502.
The memory 724, the interpolation unit 744, and the memory 764 are provided corresponding to the receiving aperture 504.
[0081]
The memory 726, the interpolation unit 746, and the memory 766 are provided corresponding to the receiving aperture 506.
The memory 728, the interpolation unit 748, and the memory 768 are provided corresponding to the receiving aperture 508.
[0082]
The memory 730, the interpolation unit 750, and the memory 770 are provided corresponding to the receiving aperture 510.
The memory 732, the interpolation unit 752, and the memory 772 are provided corresponding to the receiving aperture 512.
[0083]
The memory switching unit 720 stores the echo reception signal input from the reception beam former 610 in one of the memories 722 to 732 by switching the memory.
[0084]
Memory switching by the memory switching unit 720 is linked with wave receiving aperture switching by the transmission / reception aperture switching unit 606. Thereby, the echo signals received by the receiving apertures 502 to 512 are stored in the memories 722 to 732, respectively.
[0085]
The echo signals stored in the memories 722 to 732 are interpolated in the azimuth directions by the interpolation units 742 to 752, respectively, and stored in the memories 762 to 772, respectively. Interpolation in the azimuth direction by the interpolation units 742 to 752 is performed by zero value insertion, low-pass filtering, and the like as described above. As a result, echo reception signals in which the number of sound rays of reception are increased are formed in the memories 762 to 772.
[0086]
The echo reception signals stored in the memories 762 to 772 are read out with the same beam direction. The echo reception signals read from the memories 762 and 764 are added by an adding unit 782. The echo reception signals read from the memories 766 and 768 are added by the adding unit 784. The echo reception signals read from the memories 770 and 772 are added by the addition unit 786.
[0087]
Since the echo reception signals stored in the memories 762 and 764 have fundamental wave components that are 180 degrees out of phase, the fundamental wave components are canceled by addition. On the other hand, even-order harmonic components such as the second harmonic component have the same phase and are doubled by addition. Therefore, even-order harmonic components of the echo reception signal are output from the addition unit 782. The same can be said for the addition of echo reception signals read from the memories 766 and 768 and the addition of echo reception signals read from the memories 770 and 772. In this way, three harmonic echo reception signals in one azimuth can be obtained.
[0088]
These harmonic echoes are fully added by an adding unit 788. As a result, a harmonic echo reception signal is formed by the synthetic aperture as described above. By performing the above operations while sequentially changing the azimuth, the harmonic echo reception signals for all the beams in the sector scan are formed.
[0089]
Such an echo reception signal is input to the B-mode processing unit 10. Thereafter, data processing similar to that described above is performed, a B-mode image is displayed on the display unit 16, and tissue harmonic imaging is performed. In this way, tissue harmonic imaging can be performed that skillfully utilizes a configuration for performing ultrasonic imaging based on a synthetic aperture.
[0090]
Further, since the sound ray interpolation of the echo reception signal is performed, it is possible to obtain an image corresponding to a scanning range scanned with more sound rays than the number of sound rays actually scanned. For this reason, it is possible to reduce sound rays that actually scan the shooting range and increase the shooting frame rate.
[0091]
Although the ultrasonic transducer array 300 is an example of a one-dimensional array, the array is not limited to the one-dimensional array, and may be a two-dimensional array as shown in FIG. As shown in the figure, the two-dimensional array 700 has a transmission aperture 802 at the center and a plurality of reception apertures 902 around it. Both the transmission aperture 802 and the reception aperture 902 are two-dimensional arrays.
[0092]
Using such a two-dimensional array 700, for example, as shown in FIG. 16, scanning is performed in the θ direction and the φ direction perpendicular to each other. The scanning procedure and the aperture synthesis procedure are the same as in the one-dimensional case.
[0093]
Then, the data is interpolated to the interpolated sound ray set between the actual scan sound ray data. The interpolation procedure also follows the one-dimensional case. A three-dimensional image is generated from the interpolated data.
[0094]
The beamformer for performing the three-dimensional scan may be any beamformer corresponding to, for example, 16 ultrasonic transducers constituting the transmission aperture and the reception aperture on the transmission side and the reception side, respectively. Thus, since it is not necessary to correspond to all (for example, 16 × 6 × 6 = 576) ultrasonic transducers in the ultrasonic transducer array, the configuration can be greatly simplified.
[0095]
【The invention's effect】
As described above in detail, according to the present invention, it is possible to realize an ultrasonic imaging apparatus that performs rational beam forming.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a block diagram of an exemplary apparatus according to an embodiment of the present invention.
FIG. 2 is a conceptual diagram of an ultrasonic transducer array.
3 is a block diagram of a transmission / reception unit in the apparatus shown in FIG.
4 is a schematic diagram of sound ray scanning by the apparatus shown in FIG. 1. FIG.
5 is a block diagram of a B-mode processing unit in the apparatus shown in FIG.
6 is a block diagram of an image processing unit in the apparatus shown in FIG.
7 is a block diagram illustrating functions of a processor in the image processing unit illustrated in FIG. 6;
FIG. 8 is a conceptual diagram of sound ray data interpolation.
FIG. 9 is a conceptual diagram of the operation of the apparatus shown in FIG.
FIG. 10 is a block diagram of a receiving beamformer in a transmission / reception unit.
FIG. 11 is a conceptual diagram of multi-beams.
FIG. 12 is a conceptual diagram of sector scanning by multi-beams.
FIG. 13 is a block diagram of a received beam combining unit in a transmission / reception unit.
FIG. 14 is a block diagram of a received beam combining unit in the transmission / reception unit.
FIG. 15 is a conceptual diagram of a two-dimensional array.
FIG. 16 is a conceptual diagram of a three-dimensional scan.
[Explanation of symbols]
2 Ultrasonic probe
4 shooting targets
6 transceiver
10 B-mode processing section
14 Image processing unit
16 Display section
18 Control unit
20 Operation unit
142 Input data memory
144 Digital scan converter
146 Image memory
148 processor
152 Data substitution unit
154 Low-pass filter unit
300,700 Ultrasonic transducer array
302 Ultrasonic vibrator
402,802 Transmitting aperture
502-512, 902 Receiving aperture
702 Main delay unit
704, 706 Sub delay unit
712, 714, 716, 734 Addition unit
720 Memory switching unit
722-732, 762-772 memory
742 to 752 Interpolation unit
782,784,786,788 adder unit

Claims

An ultrasonic transducer having a two-dimensional array of ultrasonic transducers;
Wave transmitting means for performing a three-dimensional scan on a three-dimensional region for transmitting ultrasonic waves using the predetermined ultrasonic transducer;
Receiving means for performing a three-dimensional scan on the three-dimensional region for receiving an ultrasonic echo using the ultrasonic vibrator different from the ultrasonic vibrator used in the ultrasonic wave transmission; ,
Synthesizing means for aperture synthesis of an echo reception signal obtained by a three-dimensional scan performed by the wave receiving means;
Image generating means for generating an image based on the received aperture synthesized signal,
2. The ultrasonic imaging apparatus according to claim 1, wherein the ultrasonic transducer has a plurality of receiving apertures arranged in a predetermined number of 2 or more in the vertical and horizontal directions of the two-dimensional array.

The ultrasonic imaging apparatus according to claim 1,
The ultrasonic imaging apparatus according to claim 1, wherein the ultrasonic transducer has one transmission aperture at a central portion of the two-dimensional array.

The ultrasonic imaging apparatus according to claim 2,
The transmitting means repeatedly performs ultrasonic transmission of the same number of times as the number of the receiving apertures through the transmitting aperture in the same direction,
The wave receiving means repeatedly performs echo wave reception in the same direction while changing the wave receiving aperture for each ultrasonic wave transmission,
Comprising azimuth changing means for changing the direction of ultrasonic wave transmission by the wave transmission means and the direction of echo reception by the wave reception means;
The ultrasonic imaging apparatus according to claim 1, wherein the synthesizing unit synthesizes reception signals by adding together echo reception signals in the same direction received by the plurality of reception apertures.

The ultrasonic imaging apparatus according to claim 3,
Interpolating means for interpolating a received signal in a direction where the synthesized received signal does not exist based on the synthesized received signal;
The ultrasonic imaging apparatus, wherein the image generation unit generates an image based on the combined reception signal and the interpolated reception signal.

The ultrasonic imaging apparatus according to claim 4,
The interpolation means includes
Substitution means for substituting a signal having a value of 0 as a reception signal in a direction in which the synthesized reception signal does not exist;
An ultrasonic imaging apparatus comprising: filtering means for low-pass filtering the received signal into which the signal is substituted in the azimuth direction.

The ultrasonic imaging apparatus according to claim 2,
The wave transmitting means transmits ultrasonic waves while sequentially changing the direction through the wave transmission aperture, and repeatedly scans the three-dimensional region with ultrasonic waves,
The wave receiving means performs echo wave reception in the azimuth and two predetermined azimuths on both sides of the azimuth while changing the wave receiving aperture for each repetition of the scan,
The ultrasonic imaging apparatus according to claim 1, wherein the synthesizing unit synthesizes reception signals by adding together echo reception signals in the same direction received by the plurality of reception apertures.

The ultrasonic imaging apparatus according to claim 6,
The wave receiving means
Main delay means for individually delaying a plurality of echo reception signals respectively received by a plurality of ultrasonic transducers in the reception aperture;
Main addition means for fully adding the plurality of individually delayed echo reception signals;
A pair of sub-delay means for further delaying the plurality of individually delayed echo signals individually in a symmetrical relationship with each other;
An ultrasonic imaging apparatus comprising: a pair of sub-adding means for fully adding a plurality of echo reception signals respectively delayed by the pair of sub-delay means.

The ultrasonic imaging apparatus according to claim 2,
The transmitting means repeatedly performs ultrasonic transmission of the number of times equal to the number of the receiving apertures through the transmitting aperture alternately in the same direction with opposite phases,
The wave receiving means repeatedly performs echo wave reception in the same direction while changing the wave receiving aperture for each ultrasonic wave transmission,
Direction changing means for sequentially changing the direction of ultrasonic transmission by the transmission means and the direction of echo reception by the receiving means;
Interpolating means for interpolating an echo receiving signal in the middle of those orientations for echo receiving signals in a plurality of orientations for each receiving aperture;
The echo received signal subjected to the interpolation is provided with addition means for adding two echo received signals having the same direction and opposite phases to each other between the received apertures,
The ultrasonic imaging apparatus characterized in that the synthesizing unit adds the received echo signals together in the same direction and synthesizes a reception signal.

The ultrasonic imaging apparatus according to claim 8,
The interpolation means includes
Substitution means for substituting a signal having a value of 0 as a reception signal in a direction in which the echo reception signal does not exist;
An ultrasonic imaging apparatus comprising: filtering means for low-pass filtering the received signal into which the signal is substituted in the azimuth direction.