JPH0622965A - 音響走査方法及び装置 - Google Patents

音響走査方法及び装置

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JPH0622965A
JPH0622965A JP3323578A JP32357891A JPH0622965A JP H0622965 A JPH0622965 A JP H0622965A JP 3323578 A JP3323578 A JP 3323578A JP 32357891 A JP32357891 A JP 32357891A JP H0622965 A JPH0622965 A JP H0622965A
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Abstract

(57)【要約】 【目的】 送信音響圧力波と、変換器アレイに沿って走
査される、夫々変換器アレイの面との任意の交点で発生
する音響ライン群に入るその受信エコーとにより形成さ
れる音響走査方式。 【構成】 各走査ラインは、変換器アレイの面上にはな
く、視野を拡大するためにこの面の後の選択可能な距離
のところにある共通の可変頂点を通る。可変頂点の位置
は特定の変換器の幾何的形状についての視野を最適にす
るように選ばれ、変換器のエレメントを結ぶ線に直角の
線に対する操作角がセクタ走査ラインにおける最大可能
値より大きくならないように選ばれる。

Description

【発明の詳細な説明】
【産業上の利用分野】本発明は、超音波エネルギーが人
体の内部組織を実時間で照射しそして軟い有機組織また
は動く散乱体から入るエコーが電気信号に変換されそし
てＴＶモニタ等の表示装置に表示される２次元断面画像
を形成するように処理される超音波診断走査に関する。
【従来の技術及び発明が解決しようとする課題】フェー
スドアレイとして知られる超音波医療システムは場合に
よっては用いられ、そして例えば米国特許第４１４００
２２号および４５５０６０７号明細書に示されている。
２つの基本的な走査および表示フォーマットが一般に、
個々の変換器エレメントの面が互いに平行な面に配置さ
れそして一般に均一なエレメント間隔を有するアレイで
ある平面直線アレイと組合せて用いられている。２次元
画像は変換器アレイの面に直角または或る角度をもった
平行音響ラインに沿った超音波ビームが個々の変換器エ
レメントまたはアレイにまたがりシフトされた変換器エ
レメントの選ばれたグループにより伝播されるようにな
った、直線走査によって形成される。平行なラインでの
直線走査は図１の幅Ｗのような変換器アレイ１の物理的
開口により決定される視野を有する。そのようなフォー
マットについては視野５（ＦＯＶ）の幅はすべての走査
深さＤについて変換器の幅Ｗに等しい。かくして、直線
走査フォーマットにおける視野はアレイの物理特性によ
りきまりそしてアレイの物理的な縁部で限定される。視
野を大きくするには活性変換器エレメントの物理的開口
を大きくしなければならないが、これはアクセスと良好
な皮膚との接触という点で問題を生じさせる。平面直線
変換器アレイに一般に用いられる他の走査および表示フ
ォーマットはセクタである。セクタ−フォーマットでは
エレメントは互いに接近しており、一般に間隔は半波長
程度である。これは、音響走査ラインが格子ローブを発
生することなく操作しうるようにしそして変換器アレイ
のサイズを減少させそして視野を大きくしうるようにす
る。例えば図２に示すように、９０°のセクタについて
走査深さＤにおける視野２がＦＯＶ＝２Ｄで与えられ
る。一般的に走査深さは６ｃｍから２４ｃｍでありこれ
はユーザにより選択可能である。セクタフェースドアレ
イはすべてが変換器アレイの面の中心から生じる音響走
査ラインを形成する。可能な走査角は動作周波数に対す
る個々の変換器エレメントの間隔の関数である。その結
果、視野もこのアレイの物理的特性によりきまり、視野
はアレイ自体の面で０になる。「台形」走査および表示
フォーマットは米国特許第４６６４１２２号明細書に示
されており、これは特定の平面直線アレイの構成に固有
のものである。これは、エレメント間隔を充分大きくし
た中央のサブアレイおよびエレメント間隔の小さい２個
の端部サブアレイを含む３個のサブアレイから成る。端
部サブアレイと比較して中央サブアレイのエレメント間
隔は２のような固定した関係がある。中央サブアレイか
らそして２個の端部サブアレイの部分から出る音響走査
ラインは互いに平行であり、変換器面に直角であり、直
線走査フォーマットと一致する。夫々の端部サブアレイ
の面上の一点から出る音響走査ラインは左半分および右
半分のセクタを含む。これら端部サブアレイは、音響ビ
ームを許容可能なパフォーマンスを維持しつつ約４５°
の角だけ掃引しうるようにするために変換器波長の約半
分という小さいエレメント間隔を有する。医療用の超音
波画像システムについて設計された殆んどの変換器は均
一のエレメント間隔を有するから、この「台形」走査技
術は均一でないエレメント間隔をもった特殊な変換器を
必要とするため有利でない。このフォーマットに対し設
計された変換器は一般に「セクタ」走査に対し設計され
たものより大型である。台形走査フォーマットは直線走
査とセクタ走査の妥協であり、操作上の利点を有するが
変換器サイズが大きくなるという欠点を有する。このサ
イズについての欠点はセクタ画像と比較して表示される
画像の視野の増加が対応するセクタ変換器についてのそ
れを越えたサイズの増加をもたらすのであるから本来の
ものである。この走査フォーマットも、走査フォーマッ
トが同一の変換器の幾何構成を用いる異る画像化応用に
ついて最適化するためにソフトウェア制御により変更し
うる本発明とは異り、変換器アレイの構造に特殊な形で
リンクされる。曲面アレイの物理的特性も端の変換器エ
レメントにおいてアレイの面に直角の音響ラインにより
境界づけられる視野を限定する。この視野は曲率半径を
小さくすることにより大きくしうる。しかしながら解像
度が損われそれにより曲率半径の大きいアレイと比較し
て劣化する。また、近距離で大きな視野を得るには活性
変換器エレメントの開口を大きくする必要がある。遠距
離での大きな視野は大開口そしてまたは小さい曲率半径
と分解能の低下の組合せを必要とする。上記のすべての
フォーマット並びに機械的および水を通しての走査はア
レイの物理特性により完全にきまる視野を有する。これ
らにおれる走査フォーマットでも視野を状況により依存
するソフトウェア制御により拡大するものではない。
【課題を解決するための手段】本発明によれば、伝送さ
れる音響圧力波と変換器アレイに沿って走査される音響
ラインに入る受信エコーとにより形成される音響走査が
提供される。この走査は１セットの音響ラインを用い、
各ラインは変換器アレイの面との任意の交点で発生す
る。本発明は更に伝送される音響圧力波と受信エコーに
より形成される可変頂点音響走査を提供するものであ
り、各音響ラインの延長線が変換器アレイの面にはない
実質的に共通の頂点を通るようになっている。本発明は
また変換器アレイの面に対向する人体の部分から画像ま
たはドップラデータを得るために個々の変換器エレメン
トのアレイを走査する方法を提供するものであり、この
方法は音響圧力波を送りそして、夫々が空間的に重なら
ずそして他の音響ラインから独立した音響ラインのセッ
トに音響エコーを受ける段階と、音響ラインの延長線が
変換器アレイの面上にない、ほぼ共通の頂点を通るよう
にアレイの面に対し活性音響ラインの角度を変える段階
と、を含む。本発明の他の観点においては変換器アレイ
の面に対向する人体の部分の画像を得るために変換器エ
レメントのアレイを走査する方法を提供するものであ
り、この方法は音響圧力波を送りそして夫々が空間的に
重ならずそして他の音響ラインには無関係に音響ライン
のセットに音響エコーを受ける段階と、変換器アレイの
面からそしてその面上に任意の点で交わり発生するよう
に活性音響ラインをシフトする段階と、この任意の点で
アレイの面に直角の線に対して任意の角度で活性音響ラ
インを操作する段階とを含む。本発明の更に他の観点に
よれば、この音響走査方法と装置は音響圧力波を送るこ
とおよび、ソフトウェア制御により形成される、夫々互
いに無関係であって変換器アレイの面上の任意の点でそ
して任意の形状をもつアレイの面に対し任意の角度で発
生する１セットの音響走査ラインでそのエコーを受ける
ことを含む。
【作用】好適な実施例においては各走査ラインは、変換
器アレイの面上にはなく好適には、視野を拡大するため
にその背後の選択可能な距離のところにあるほぼ共通の
可変的に配置される頂点を通る線の部分でもある。本発
明の実施例は便宜的に可変頂点走査と呼ばれるものであ
り、変換器アレイは直線または曲線アレイである。曲線
アレイの場合には共通頂点はアレイの曲面の背後の、こ
のアレイの曲率半径より短い距離だけ離れたところにあ
る。これら音響ラインは従って解像度を実質的に劣化さ
せずにすべての深度において視野を拡大するためにアレ
イ自体の両端を越えて操作しうる。これら実施例は変換
器アレイのサイズを増加させることなく視野を改善す
る。セクタ走査の場合のように各音響が操作され、それ
により２本の走査ラインが互いに平行にはならない。ま
た同じくセクタ走査の場合のように、各走査ラインは投
影または拡大されるときに共通の頂点を有するが、セク
タ走査とは異りこの共通頂点は変換器アレイ上の個々の
変換器エレメントを結ぶ線の上またはその近辺にある必
要はない。この共通の頂点はどこでもよくそしてアレイ
に直角の中心線上にある必要はない。超音波情報がＢモ
ード画像化そして、実質的に同時であるドップラまたは
カラー流れの画像化のために集められるようになった応
用面では、この可変頂点フォーマットは従来のフォーマ
ットと組合せて用いることが出来る。その一例はＢモー
ド画像化のための可変頂点フォーマットとカラー流れ画
像化のための操作直線フォーマットの組合せである。近
フィールドを促進する可変頂点フォーマットは近フィー
ルド応用面での小型のフットプリント変換器の使用を可
能にし、操作直線フォーマットは皮膚のラインに平行に
流れることの多い血球のカラー流れ画像化用に極めて有
効である。特に、照射角の変化により通常生じるカラー
の人為的変化をなくすことが出来る。可変の共通の頂点
の位置は特定の変換器の幾何形状についての視野を最適
化する。唯一の制約は変換器エレメントを結ぶ線に直角
の線に対する操作角が同じ変換器形状についてセクタ走
査ラインに可能な最大値より大きくならないことであ
る。この目安は許容可能な格子ローブ振幅によりきま
る。格子ローブを有効に抑圧する目安は操作角θ０を次
のように制限する。
【数１】 但しλは変換器の中心周波数の波長でありｄはエレメン
ト間の間隔である。この目安は任意の格子ローブの中心
を前述の垂直線に対して少くとも−９０°の角度に維持
する。アレイエレメントが充分な指向性を有する場合に
はより大きい操作角を用いることが出来る。アレイはこ
の垂直線から操作されるとき、中心周波数のゆっくりし
た低下すなわち波長の増加がより大きい操作角を可能と
するように格子ローブを抑圧する。本発明の走査方法は
汎用性を有し、多くのアレイの物理的幾何形状に適合す
るものである。変換器エレメントの平面、曲面または一
般的な曲面アレイの走査は走査ラインの発生点において
アレイに垂直の線に対し任意の角度に操作されるアレイ
の面上の任意の発生点に独立した音響走査ラインを形成
することにより可能である。これら音響ラインは好適に
は改善されたフレーム周波数または同時ドップラおよび
画像走査のために複数の同時的音響ビームでの動作に適
合するように全視野において空間的には重ならないよう
に選ばれる。各活性音響ラインのシフトと操作は変換器
の動作周波数の変化に対し視野を最適化しあるいは視野
内の妨害（例えばリブ）のような状況に依存する現象に
対し動的に応答するためにプログラム可能なソフトウェ
アである。実質的に共通な頂点は本発明の一つの特殊な
場合である。すなわち、本発明は変換器の平面、曲面ま
たは一般的曲面アレイの走査方法であり、各走査ライン
は変換器アレイ上の任意であるが異った位置から発生
し、そして走査ラインの発生点においてアレイに垂直の
線に対して異った角度へと操作しうる。
【実施例】図１は平面直線変換器アレイ１から矩形の直
線走査フォーマットの画像面を示す。走査される視野５
は変換器アレイの面の背後の共通頂点４を通る１セット
の音響ラインを走査することにより本発明の可変頂点フ
ォーマット３に拡張出来る。図２は変換器アレイ１によ
り発生されるセクタ走査用の画像面を示す。一般的なセ
クタ視野２は変換器アレイ１の面の後の共通頂点４から
引き出される音響ラインを走査することにより図示の可
変頂点フォーマット３に拡張出来る。この可変頂点フォ
ーマットは近フィールド内のアレイ全体を利用しそして
それをセクタ視野２内のどこでも分解能を大きく損うこ
となく実質的に拡大する。図３は曲面変換器アレイ６お
よび、このアレイの面に垂直な方向に伝ぱんする複数の
音響ラインにより得られる視野７を示す。これら垂直の
音響ラインの延長部は共通の曲率中心８を通る。この曲
面変換器アレイについての視野はその延長部のすべてが
共通の頂点４を通るそのアレイの面に対し変化する角度
で伝ぱんする一セットの音響ラインにより可変頂点フォ
ーマット３に拡張出来るのであり、共通の頂点は好適に
は曲率中心８とアレイの面の間にある。曲面アレイにつ
いて、各音響走査ライン１１はアレイの面上の異った任
意の点１３から出る。これらの発生点は角度φと、曲率
中心８と変換器アレイ１４の中心線により表わすことが
出来る。あるいは、可変頂点フォーマットにおいて超音
波ラインの各発生点１３は角度θと、共通可変頂点４
と、アレイの曲率中心８に可変頂点４を接続する中心線
１４とで表わすことが出来る。図３に示すように、可変
頂点フォーマットについての各音響ラインは曲面アレイ
の面に対する垂線に対し角度αで操作される。図３にお
いて、曲率中心８は変換器アレイの中心線１４上にあ
り、角度αは角度φより小さい角度θに等しい。曲面変
換器アレイでの焦点つきの走査についての遅延式はこれ
ら角度関係と曲率半径８に対する共通の頂点４の位置を
平面直線アレイ式の後述する変換式（６）と同様に用い
ることにより引き出すことが出来る。周知のように、代
表的なセクタ走査フォーマットは直線フォーマットと比
較したとき２つの主たる利点を有する。すなわちセクタ
は直線フォーマットと比較すると１０ｃｍあるいはそれ
以上の深い走査深度において実質的に増大した視野を有
しそしてセクタ走査に用いられる変換器は直線走査フォ
ーマットに用いられるものよりも例えば３分の１または
それより小さい、物理的に小さなものである。同じく周
知のようにセクタ走査フォーマットの主たる利点は１ｃ
ｍ以下の浅い走査深度での視野が極めて限られるという
ことである。本発明の好適な実施例から得られる一つの
大きな改善は、可変頂点走査フォーマットが浅い深度を
含みすべての走査深度での視野の、セクタ走査と比較し
てセクタ視野２内での分解能の大きな損失を伴わずに図
４に示すようにセクタ走査に比較して物理的アレイの幅
までの増大を可能にすることである。可変頂点走査と対
応する表示フォーマットは一般に直線または曲面アレイ
に適合しそして、頂点が可変頂点４ａ−４ｇのいくつか
の異った位置について図５に示すように可変の点で生じ
うることを除きセクタ走査の一般化したものである。可
変頂点が無限の４ｆまたは４ｇに近づくと、このフォー
マットは直線走査フォーマットに近づく。可変頂点が変
換器の面の４ｈに近づくと、このフォーマットはセクタ
フォーマットに近づく。可変頂点は４ａのように変換器
アレイの前でもそしてアレイの中心４ｇを通る垂線１４
上でない位置でもよい。同様に、曲面変換器アレイ６に
ついては可変頂点４は図６に示すように曲率半径８より
大きい、アレイの後となる半径に置くことも出来る。従
って同様に可変頂点は図７に示す４ａ−４ｄのようにア
レイの後の任意のところに置くことが出来る。本発明の
この実施例の主たる目的は、すべての音響走査ラインの
共通頂点４が走査面内の任意の点に選択的に位置ぎめし
うる画像システムについての走査および表示フォーマッ
トを限定することである。図８の平面アレイについて示
すように、可変頂点４はアレイの物理的な開口または面
１２のすべての変換器エレメントを結ぶラインに垂直の
ライン上であってアレイの面から後方に距離Ｙのところ
にある。しかしながら、この可変頂点はこのライン上で
ある必要はなく、物理的な開口の前または後に置くこと
が出来る。図８の位置により生じる画像フォーマットは
すべての深度でのそして特に物理的開口近辺での増大し
た視野から利点を得ている。このフォーマットはスペク
トル的なドップラおよびカラー流れドップラ走査および
Ｂモード画像化に等しく適用される。特に、或る混合モ
ードは可変頂点走査および表示フォーマットの利用を促
進する。例としては、遠隔の頂点４′から図１７に示す
ほぼ平行なカラー流れ走査ラインと組合せた２次元の可
変頂点走査フォーマット、２次元画像と組合せた互いに
遠れた可変頂点による複数のパルス化ドップラ走査ライ
ン、または、可変頂点４が図１６に示すように変換器の
面の後に配置された、２次元走査フォーマットと組合せ
た変換器の中心にある可変頂点４″から出るライン６５
を伴う連続波ドップラ走査がある。マルチプレクサシス
テムに適用された本発明の走査方法を図２３に概略的に
示す。そこでｎ個の変換エレメントのアレイ１から例え
ばそれより少数の９７のようなｍ個のエレメントの多重
化されたサブセットが活性化される。活性エレメントの
サブセット９７はマルチプレクサ９５によりより大きい
グループｎから選ばれそして９６におけるようなｍ個の
独立したチャンネルを有するシステムはビーム伝ぱんを
制御しそして受信情報を処理する。マルチプレクサ９５
はｍ個の隣接する変換器エレメントのサブセットまた
は、例えばｎ個のエレメントを１個おきとした他のグル
ーピングを選ばぶことが出来る。この実施例は音響走査
ライン１１が共通の頂点４から出るように図８に示すよ
うな原点１３および特定の超音波ビームについての焦点
１５を選ぶ方法および手段を含んでいる。図８の平面ア
レイについての超音波ビームの実際の原点はそのアポダ
イゼーション関数の質量中心にほぼ対応する点で個々の
変換エレメントを接続するライン上に生じる。式（１）
は、アポダイゼーション関数の質量中心が音響走査ライ
ン１１の意図する原点１３に等価またはほぼ等価なもの
となるようにその関数を管理するために用いられる。そ
れ故ビームの原点１３はこの質量中心を滑らかにシフト
することにより制御しうる。ビーム原点１３を、アレイ
の面１２上の変換エレメントのすべてを接続するライン
と可変頂点４を焦点に接続する音響走査ライン１１との
交点１３またはその近辺に置くに必要なシフトは可変頂
点の空間的位置と操作角θとによりきまる。例えば図１
１では図８の平面アレイからの超音波ビームはほぼその
関数の質量中心Ｘｃｍから発生する。アポダイゼーショ
ン関数Ａ（Ｘｋ）は位置Ｘｋにおけるエレメントから送
信または受信される信号に与えられる重みづけで表わす
ことが出来る。アポダイゼーション関数の質量中心は
【数２】 である。但しδ（ｘ）はディラックの三角関数であり
【数３】 の特性を有する。超音波ビームの原点の制御は、質量中
心Ｘｃｍが音響走査ライン原点１３に対応するように物
理的変換器アレイの各エレメントにアポダイゼーション
値を割振ることにより達成される。Ｘｃｍをエメメント
の位置に対応させる必要はない。原理的に質量中心は各
音響走査ライン１１について計算されそして固有のアポ
ダイゼーションプロファイルが各走査ラインについて発
生される。実際にはアポダイゼーションプロファイルの
シフト不変性の特性を考慮することにより限られたプロ
ファイルが必要とされる。これは、例えば各アポダイゼ
ーション値の割振りをｋ番目のエレメントから（ｋ＋
１）番目のエレメントに移すことにより質量中心を正確
に１エレメント間隔だけシフトさせることを意味する。
この操作は連続する音響走査ライン間の零入力期間中マ
イクロプロセサと組合せた制御論理により容易に行え
る。他のアポダイゼーションプロファイルの固有のセッ
トには質量中心を数分の１エレメント間隔だけシフトが
必要である。一般に質量中心の位置（そしてそれ故超音
ビームの原点）は変換器アレイに近い焦点について約１
／４波長内に制御される。エレメント間隔を１／２波長
とした代表的なセクタ型変換器についてはこの要件はア
ポダイゼーションプロファイルの２つの固有なファミリ
に対応する。夫々の固有の音響走査ラインについての必
要なすべての他の組合せはそれらセットの一つに加えら
れる単純なシフト操作により得られる。図９に示すセク
タ走査フォーマットについて、変換器アレイの中心から
基準ライン１４に対し角度θの音響走査ライン１１に沿
ってレンズＲの例えば１５の焦点を得るためにｎ番目の
エレメントに加えなければならない時間遅延は下式で与
えられる。
【数４】 但し、 Ｔｎ＝距離Ｒおよび操作角θに焦点を得るためにエレメ
ント位置Ｘｎで必要な遅延。 Ｒ ＝セクタ頂点または原点１３から焦点までの距離。 Ｘｎ＝セクタ頂点または原点１３に対するｎ番目のエレ
メントの位置。 θ ＝図９に示す基準ラインに対する操作角。 Ｔｏｆｆ＝各エレメントに割振られる遅延が正となるよ
うに各遅延に加えられる可変オフセット。（負の遅延は
生じえない） Ｃ０＝人体内での伝ぱん速度（一般に１．５４ｍｍ／マ
イクロ秒） この式はセクタ画像化について周知であり、例えば米国
特許第４１４００２２号明細書に示されている。焦点を
可変頂点４から距離Ｒ′０であり可変頂点走査フォーマ
ットについて図１０に示す基準ライン１４に対し角度θ
のところにするためにｎ番目のエレメントに加えなけれ
ばならない遅延時間は下式で与えられる。
【数５】 但しＲ′θ＝可変頂点と焦点との間の基準ライン（図１
０参照）に対し角度θの線に沿った距離。 ｙ＝可変頂点に対する物理的アレイの垂線に沿ったオフ
セット。 θ＝図１０の基準ラインに対する操作角。 Ｔ′ｏｆｆ＝各エレメントに加えられる遅延が正となる
ようにするために各遅延に加えられる任意の可変オフセ
ット。
【数６】 を代入すると式（３）は次のようになる。
【数７】 式（６）は式（２）と同じ形を有する。式（６）は可変
頂点４から距離Ｒ′θのところで基準ライン１４から角
度θのところに、音響走査ライン１１に沿って焦点１５
を置く、エレメントＸ′ｎについて適当な遅延Ｔ′ｎを
いかにして計算するかを示す。可変頂点走査フォーマッ
トで用いられる個々の超音波ラインの集合は式（６）に
夫々のラインに固有のＲ，Ｘθ，θの値を入れて計算さ
れる。値Ｒ，Ｘθとθは各音響走査ラインについて任意
に限定される。式（６）は基準ラインに対する角度θを
もつ線に沿って一つの固定焦点をもつ平面アレイについ
ての遅延の計算のし方を示す。一つのそのような遅延セ
ット（エレメント位置について一つの値）が各音響走査
ラインについて必要である。本発明の更に一般的な場合
には各走査ラインは共通頂度のないアレイの面上の任意
点でその面に対し任意の角度で発生する。個々の走査ラ
イン１１，１１′はアレイ１の面に図２１に１３，１
３′で示すような任意の交点に発生しそしてアレイに対
しその原点１３，１３′での垂線に対し任意の角度θ，
θ′で操作される。図２１に示すように、一対の対称な
走査ラインの夫々の延長線はアレイに垂直のラインに沿
ってライン１１，１１′についての共通な頂点４，４′
を通る。かくして、対称なライン対の可変頂点４，４′
の軌跡は例えば図８に示すように１つの共通頂点ではな
くこの垂線に沿うものとすることがある。これら走査ラ
インも全く共通頂点をもたないことがありうる。同様
に、変換器アレイは図２２に９０示すような一般化され
た形である。ここにおいても各走査ライン１１，１１′
はアレイの面上の任意の点１３，１３′においてそのア
レイの面に対する垂線について角度θ，θ′に発生す
る。図２２に示すように、１３，１３′は超音波ライン
の原点のベクトル位置であり９１，９１′は変換器の面
から同一または異る距離のところの各ラインに沿った焦
点のベクトル位置である。各ラインについてのアポダイ
ゼーション関数はアレイの面の任意の原点１３，１３′
のまわりに中心をもつ。時間遅延はｎ番目のエレメント
Ｘｎのベクトル位置、超音波ラインの原点１３（Ｏｋ）
のベクトル位置、およびｋ番目の超音波ラインＦｋにつ
いての焦点のベクトル位置、から計算される。次のベク
トル表記の式は完全任意アレイおよび走査フォーマット
についての式（６）に比肩する。
【数８】 好適な実施例では、動的焦点づけを行う手段は式（６）
を固定焦点距離Ｒではなく〔ｒ０，ｒ１，…，ｒｋ，〕
のような焦点距離のファミリを含むように一般化するこ
とにより得ることが出来る。これは著しく大きいデータ
セットを構成する。すなわち、固定焦点をうるに必要な
遅延データの量は次で与えられる。 〔遅延値の数〕＝〔Ｎ個の活性変換エレメント〕・〔Ｍ
個の走査ライン〕 ＝Ｎ・Ｍ遅延値 基準走査ラインについての走査ラインがミラー対称の場
合にはＭはＭ／２走査ラインで置きかえられる。Ｋ個の
焦点距離をもつ動的に結像する画像化システムについて
はこれは（Ｋ・Ｎ・Ｍ）遅延値となる。１２８個の活性
変換器エレメントをもつ高性能超音波画像システムでは
これは約３×１０３個の遅延値となる。その結果、高速
ＲＡＭの量を減少させる手段が得られる。データの減少
は遅延式（６）を基準（固定）焦点と可変焦点の項に分
解することにより達成出来る。この実施例について選ば
れた近似式は次の通りである。 ＴＡｎ（ｒ，θ，Ｘｎ，ρ，θｒ）＝Ｔｎ（ρ，Ｘｎ−Ｘθ，θ） ＋〔Ｔｎ（ｒ，Ｘｎ−Ｘθｒ，θｒ） −Ｔｎ（ρ，Ｘｎ−Ｘθｒ，θｒ）〕 …（７） 但し、Ｔｎ（ρ，Ｘｎ−Ｘθ，θ）＝基準焦点項 〔Ｔｎ（ｒ，Ｘｎ−Ｘθｒ，θｒ）−Ｔｎ（ρ，Ｘｎ−
Ｘθｒ，θｒ）〕＝可変焦点項
【数９】 Ｔａｎ（ｒ，θ，Ｘｎ，ρ，θｒ）は、ρをｒの最大お
よび最小値間のほぼ中間（すなわちｒ０とｒｋの間）に
選んだときＴｎ（ｒ，Ｘｎ−Ｘθ，θ）を高い精度で近
似しており、θｒは約２５°の範囲にわたり有効であ
る。すなわち、一定のθｒの値はこの特定の基準値θｒ
から±１２．５°までである操作角について高い精度で
有効である。これによりＭ・Ｋ／（Ｍ＋Ｋ）の程度の、
少くとも一桁であるデータの減少が生じる。下記に示す
可変焦点項は操作についての影響は非常に小さい。 Ｔｖｎ（ｒ，Ｘｎ，ρ，θｒ）＝Ｔｎ（ｒ，Ｘｎ−Ｘθ，θｒ） −Ｔｎ（ρ，Ｘｎ−Ｘθｒ，θｒ） …（９） この可変焦点項の原点を次式により固定焦点項のそれに
整合させることが出来る。 （Ｘｎ−Ｘθ）−（Ｘｎ−Ｘθｒ）＝ｍ・ｄ＋ε …（１０） 但し、ｄ＝エレメント間距離 ｍ＝或る整数 ε＝ｄより小さい小数残部 ε≠０とすると、１走査ラインから他のラインへと、式
（９）を発生するに必要な遅延（基準角θｒが有効なθ
の範囲内で）はｋ番目のエレメントに関連した遅延値を
（ｋ＋ｍ）番目のエレメントに再割振ることにより発生
される。一般にε＝０であるから、式（９）により特徴
づけられる可変焦点に対応する遅延値の付加的なセット
を有していなければならない。ε〜ｐ・ａでありそして
ａ／２が許容しうる最大位置誤差となるように、シフト
ケースの数ｐを定めるとすれば、式（９）を次の可変変
化で書きなおすことが出来る。
【数１０】 但し、ｍとｐは遅延値データテーブルへのインデクスと
して用いられる制御変数であり、ｍは適用前にデータを
シフトしなければならない、１個のエレメントの遅延値
データ位置の数である。これを図１２に概略的に示す。
以上は遅延計算をいかにして発生し平面変換器アレイに
ついての可変頂点画像化に適合させるために用いるかを
説明するものである。米国特許第４１４００２２号およ
び４５５０６０７号明細書に示されるような動的焦点づ
けを行うために粗らく量子化された遅延線と組合せてヘ
テロダイン手段を用いるシステムに適合させるために遅
延計算を行う手段を次に説明する。活性開口４０につい
て図１３は可変焦点時間遅延３２のシフトとそれに続く
シフトされない送信基準焦点時間遅延３１との加算によ
り遅延発生器３０への送信遅延情報の発生と適用を示
す。この総合遅延は例えば米国特許第４５５０６０７号
明細書に示されるように送信ドライバ３３に与えられ
る。関数の質量中心はアポダイゼーション発生器３４で
シフトされる。注意深いアポダイゼーション管理ではア
ポダイゼーション関数により特定される活性送信開口
は、選択可能な送信焦点が変換アレイの面から更に離れ
ると質量中心のまわりで増する必要がある。これは米国
特許第４５５０６０７号に示されるように焦点の局質と
焦点の深さの間の適正なバランスを維持するためであ
る。開口が大きくなると物理的開口の端に非対称的に達
する。これらの条件下では、物理的開口のない関数の部
分を切り取るかあるいはアポダイゼーション形を維持す
るために質量中心を物理的開口の中心に向けてシフトす
るか、することになる。図１５の送信アポダイザー１
９′が端整合しそしてその質量中心が所望のビーム原点
１３′からシフトされるとき、真のビーム軸１１′は意
図する超音波走査ライン１１とは整合しなくなる。本発
明の走査方法の重要な特徴はアレイの物理的な端部を通
り音響走査ライン１１を出す能力である。浅い深度の送
信焦点が選ばれたときにはその活性開口は小さく、ビー
ム原点をその意図する位置からシフトする機会はほとん
どない。深深度の送信焦点１７が選ばれたときにはその
活性開口は大きく、ビーム原点は意図する位置１３から
例えば１３′のようなところに大きくシフトしうる。し
かしながら、この大きな送信開口の場合には、送信超音
波ビームは偏移エラーの最大となる物理的開口に近づく
と比較的に焦点づれが生じる。このような劣った焦点
は、特に正確に位置ぎめされた受信焦点がそこにあると
きに偏移エラーの効果を最少にする。云い換えると、そ
の焦点１７近辺では超音波ビーム軸と音響走査ラインが
交わりはじめ、そして偏移エラーが消滅し、焦点のとこ
ろで完全に消える。送信焦点１７を越えると超音波ビー
ム軸と走査ライン軸は再び発散するが、この場合も送信
焦点ずれが、受信焦点が超音波走査ライン１１に正しく
位置していれば偏移エラーの効果を最少にする。不整合
の超音波ビーム軸１１′ではなく走査ライン軸１１に沿
ってのデータのトラッキングは動的受信アポダイザー１
８と焦点１６の組合せにより達成される。動的受信ビー
ム形成中に図１４に示すように活性受信開口６０は受信
焦点が走査ライン１１に沿って、米国特許第４５５０６
０７号明細書に示されるように活性開口幅に対する焦点
深度の比を出来るだけ大きな範囲で一定にするように物
理的変換器から更に動的にはなれるときに６０′まで動
的に増大する。受信開口６０が６０′まで拡大すると、
端整合が得られ、その質量中心も所望のビーム原点から
シフトしそして真のビーム軸１１′は意図する走査ライ
ン軸１１とは整合しなくなる。しかしながら、受信焦点
１６は常に超音波走査ライン軸１１上にある。動的受信
ビーム形成器が焦点１６から次の点１６′に連続的に切
換わるから所望の音響走査ライン１１に沿った情報を正
確に追跡する。理想的な時間遅延データの固有のセット
が送信操作時間遅延について行われたと同様にしてすべ
てのエレメントおよびすべての走査ラインについて受信
基準焦点において計算される。これらの理想的な遅延は
米国特許第４５５０６０７号または第４１４００２２号
明細書に示されるように加算装置５０に加えられるべき
粗および密時間遅延に分解しうる。密遅延は例えば米国
特許第４５５０６０７号または４１４００２２号明細書
に示されるように位相に変換される。これら遅延は基準
焦点相と可変焦点相に分解されそして図１４の受信器位
相発生器５２に加えられる。この発生器５２は基準成分
相５３と可変焦点成分相５４を加算して合成受信器位相
値を発生する。この受信器位相値はミキサ信号の位相の
選択に用いられる。活性受信開口はアポダイゼーション
発生器５５により制御される。フェースドアレイ画像化
方式を用いれば送信および受信において図１８と１９に
示すように同一の開口１からほぼ同時に２以上のビーム
を活性化することが出来る。同時とは、２以上のパルス
が走査中に任意の時点で異る空間位置に指向して動きう
ることを意味する。これは例えば米国特許第４５５０６
０７号明細書に示すようなシステムに対し単純な変更を
なすことで行うことが出来る。しかしながら、そのよう
なシステムにおける一つの重要な問題は走査ライン１１
ａ，１１ｂに沿った複数のパルスまたはビームが７０で
重なって図１８に示すような平面線形フォーマットにお
ける、そして特に通常のセクタ走査については図１９に
示すように変換器に近い近フィールドにおける送信焦点
から大きくはずれて干渉する傾向があることである。可
変頂点走査フォーマットの一つの重要な利点は、超音波
走査ライン１１ａ，１１ｂが図２０に示すように視野３
全体を通じて充分分離されるから、複数のビームが同時
に伝ぱんしてもそれらを有効に分離することが出来ると
いうことである。図１８と１９を図２０と比較すれば、
干渉領域７０は、図２０において近フィールドで原点１
３ａ，１３ｂが分離していることおよび走査ライン１１
ａ，１１ｂが遠フィールドで発散することにより縮少ま
たは消滅する。２本のビームについての活性開口は夫々
のビームの有効開口が減少しても通常のセクタ走査にお
けるように完全には重ならず、重なりはわずかである。
動的アポダイゼーションおよび動的焦点づけとの組合せ
における可変頂点フォーマットのビーム（近フィールド
を含む）の真の空間は分離が多ビーム動作におけるパフ
ォーマンスを効果的に最適化する。
【図面の簡単な説明】
【図１】可変頂点フォーマットを重畳させた、平面直線
変換アレイの面に垂直の走査ラインをもつ直線走査フォ
ーマットについての画像面を示す図である。
【図２】可変頂点フォーマットを重畳させた、セクタ走
査フォーマットの画像面である。
【図３】可変頂点フォーマットを重畳させた、曲面変換
器アレイにより形成される画像面を示す図である。
【図４】可変頂点フォーマットの画像面であってその深
度と共に拡大する視野を示す図である。
【図５】共通頂点の種々の位置を示す可変頂点フォーマ
ットを示す図である。
【図６】共通頂点が曲率半径より大きい半径上にある曲
面変換器アレイの可変頂点フォーマットを示す図であ
る。
【図７】共通頂点を５つ有する曲面変換器アレイについ
ての可変頂点フォーマットを示す図である。
【図８】可変頂点フォーマットの画像面であって、変換
器アレイの面より後の共通頂点からの、拡大された視野
内にある音響走査ラインを示す図である。
【図９】通常のセクタ走査フォーマットについての遅延
式を発生するための図である。
【図１０】可変頂点フォーマットにおける任意の変換器
エレメントについての遅延変換式を発生するための図で
ある。
【図１１】音響走査ラインについての典型的なアポダイ
ゼーション関数を示す図である。
【図１２】音響走査ラインを伝ぱんするために用いられ
る遅延データの選択とシフトを示す図である。
【図１３】可変頂点走査および送信に必要なデータを示
す図である。
【図１４】可変頂点走査および動的アポダイゼーション
および焦点づけに必要なデータを示す図である。
【図１５】可変頂点フォーマットについて端整合ビーム
形成を示す図である。
【図１６】セクタ連続波ドップラ走査ラインと組合せた
可変頂点２次元走査を示す図である。
【図１７】ほぼ平行なカラードップララインと組合せた
可変頂点２次元走査を示す図である。
【図１８】２本の超音波ビームの同時送信とエコーの受
信についての直線走査フォーマットの走査面を示す図で
ある。
【図１９】２本の超音波ビームを同時に送りエコーを受
信するための平面セクタ走査フォーマットの走査面を示
す図である。
【図２０】２本の超音波ビームを同時に送りエコーを受
信する可変頂点走査フォーマットの走査面を示す図であ
る。
【図２１】共通頂点を有さない超音波走査ラインについ
ての走査面を示す図である。
【図２２】任意の形の変換器アレイに対する本発明の適
用を示す図である。
【図２３】多重化平面直線変換アレイへの本発明の適用
を示す図である。
【符号の説明】
１ 平面直線変換器アレイ ２ セクタ視野 ３ 可変頂点フォーマット ４ 共通頂点 ５ 走査視野 ６ 曲面変換器アレイ ８ 共通曲率中心 １１ 音響走査ライン １３ 超音波ライン原点 ３０ 遅延発生器 ３１ 基準焦点遅延装置 ３２ 可変焦点遅延装置 ３３ 送信ドライバ ３４ アポダイゼーション発生器 ４０ 活性開口
フロントページの続き (72)発明者 ヒュー、ジー、ラーセン アメリカ合衆国カリフォルニア州、パロ、 アルト、ホリー、オーク、ドライブ、707 (72)発明者 ジョエル、エス、チャフィン アメリカ合衆国カリフォルニア州、サラト ガ、メリブルック、ドライブ、19871 (72)発明者 ポール、イー、チャンドラー アメリカ合衆国カリフォルニア州、サン タ、クルス、ケーリー、レーン、209 (72)発明者 イアン、エー、ガールトン アメリカ合衆国カリフォルニア州、パサデ ナ、サウス、ベネド、261 (72)発明者 メヘバブ、エス、カルマリ アメリカ合衆国カリフォルニア州、フレモ ント、スー、コート、1601

Claims (52)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】夫々が変換器アレイの面との任意の交点で
    発生する１セットの音響ラインを用い、送信された音響
    圧力波とこの変換器アレイに沿って走査される上記音響
    ラインに入るエコーとにより形成される音響走査方法。
  2. 【請求項２】前記変換器アレイが曲面アレイであり、各
    音響ラインはこのアレイの曲面に直角ではない一つの角
    度で操作されることを特徴とする請求項１の音響走査方
    法。
  3. 【請求項３】各音響ラインは前記交点において前記アレ
    イの面に直角の線に関して任意の角度をもって発生する
    ことを特徴とする請求項１の音響走査。
  4. 【請求項４】前記音響ラインは全視野において空間的に
    重ならないようになったことを特徴とする請求項１乃至
    ３のいずれかに記載の音響走査方法。
  5. 【請求項５】各音響ラインはすべての他の音響ラインと
    は無関係にソフトウェアにより制御されることを特徴と
    する請求項１乃至４のいずれかに記載の音響走査方法。
  6. 【請求項６】伝播される音響圧力波の周波数は視野内で
    変化されることを特徴とする請求項１乃至５のいずれか
    に記載の音響走査方法。
  7. 【請求項７】前記１セットの音響ラインは前記変換器ア
    レイ内のｎ個の個々にアドレス可能な変換器エレメント
    からの多重化によりアドレスされる使用可能な信号処理
    チャンネルに対応した、ｎより小さいｍ個の活性変換器
    エレメントにより発生されそしてそれに入る音響ライン
    のサブセットを含むことを特徴とする請求項１乃至６の
    いずれかに記載の音響走査方法。
  8. 【請求項８】前記圧力波は伝播されそしてエコーが前記
    音響ラインの内の２以上のラインに実質的に同時に受信
    されることを特徴とする請求項１乃至７のいずれかに記
    載の音響走査方法。
  9. 【請求項９】ドップラ情報をとり出すために最適化され
    た圧力波とＢモード画像情報をとり出すために最適化さ
    れた圧力波は実質的に同時に伝播されることを特徴とす
    る請求項１の音響走査方法。
  10. 【請求項１０】前記ドップラ波は前記画像波の周波数と
    は異る周波数で伝播されることを特徴とする請求項９の
    音響走査方法。
  11. 【請求項１１】前記ドップラ波は前記Ｂモード画像波と
    は異った方向に直線走査フォーマットで伝播することを
    特徴とする請求項８または９の音響走査方法。
  12. 【請求項１２】夫々が変換器アレイの面と任意の交点で
    発生するようになった１セットの音響ラインからなり、
    各音響ラインの延長線が上記アレイの面にはない実質的
    な共通の頂点を通過する、伝送される音響圧力波と上記
    アレイに沿って走査される上記音響ラインに入るエコー
    とにより形成される可変頂点音響走査方法。
  13. 【請求項１３】前記共通頂点が拡大した視野を与えるた
    めに前記アレイの後の選択可能な距離のところにあるこ
    とを特徴とする請求項１２の可変頂点音響走査方法。
  14. 【請求項１４】前記変換器アレイは直線平面アレイであ
    る請求項１２または１３の可変頂点音響走査方法。
  15. 【請求項１５】前記音響ラインは全視野において空間的
    に重ならないようになった請求項１２乃至１４のいずれ
    かに記載の可変頂点音響走査方法。
  16. 【請求項１６】前記視野の範囲が前記共通頂点と前記ア
    レイの物理的な端部により限定されることを特徴とする
    請求項１２乃至１５のいずれかに記載の可変頂点音響走
    査方法。
  17. 【請求項１７】前記各音響ラインは他のすべての音響ラ
    インとは無関係にソフトウェアにより制御されることを
    特徴とする請求項１２乃至１６のいずれかに記載の可変
    頂点音響走査方法。
  18. 【請求項１８】前記共通頂点は前記変換器アレイの面の
    前の選択可能な距離のところにあることを特徴とする請
    求項１４乃至１７のいずれかに記載の可変頂点音響走査
    方法。
  19. 【請求項１９】前記伝ぱんされる音響圧力波の周波数は
    前記視野内で変化されることを特徴とする請求項１２乃
    至１８のいずれかに記載の可変頂点音響走査方法。
  20. 【請求項２０】前記アレイの物理的な端部近辺で発生す
    る前記音響走査ラインは上記物理的端部に隣接した活性
    変換器エレメントの、視野内の深さと共に増大する開口
    から送られそしてそれに入る音響圧力波によりとり出さ
    れる各上記走査ラインに沿った一セットの焦点における
    情報を含むことを特徴とする請求項１２乃至１９のいず
    れかに記載の可変頂点音響走査方法。
  21. 【請求項２１】前記変換器アレイは曲面アレイであり、
    各音響ラインがこのアレイの曲面に対し直角でない角度
    で操作されることを特徴とする請求項１２の可変頂点音
    響走査方法。
  22. 【請求項２２】前記共通頂点は前記変換アレイの曲率中
    心とこのアレイの面との間にあることを特徴とする請求
    項２１の可変頂点音響画像化フォーマット。
  23. 【請求項２３】前記共通頂点は曲率半径より大きい半径
    のところにある請求項２１の可変頂点音響画像化フォー
    マット。
  24. 【請求項２４】下記段階を含む、変換器アレイの面に対
    向する人体の部分から画像またはドップラデータを得る
    ために個々の変換器エレメントのアレイを走査する方
    法：音響圧力波を送りそして夫々他の音響ラインとは空
    間的に重ならず無関係である一セットの音響ラインに音
    響エコーを受ける段階と、 音響ラインの延長部が上記変換器アレイの面上にはない
    ほぼ共通の頂点を通るようにこのアレイの面に対する活
    性音響ラインの角度を操作する段階。
  25. 【請求項２５】前記共通頂点は前記人体の拡大した視野
    を与えるように前記変換器アレイの面の後の選択可能な
    距離のところに配置されることを特徴とする請求項２４
    の方法。
  26. 【請求項２６】前記変換器エレメントを前記変換器アレ
    イの面と前記音響ラインとの交点に中心づけるようにし
    て各音響ラインに沿って焦点づける段階を更に含む請求
    項２４または２５の方法。
  27. 【請求項２７】前記音響ラインと前記変換器アレイの面
    との交点のまわりに中心をもつ上記アレイの活性変換器
    エレメントの開口を調整する段階を更に含む、請求項２
    ４乃至２６のいずれかに記載の方法。
  28. 【請求項２８】焦点づけまたはアポダイゼーションが夫
    々伝ぱんされる音響圧力波の送信中に行われることを特
    徴とする請求項２６または２７の方法。
  29. 【請求項２９】焦点づけまたはアポダイゼーションが夫
    々前記音響エコーの受信中に動的に行われることを特徴
    とする請求項２６または２７の方法。
  30. 【請求項３０】前記圧力波は送信されそしてエコーは前
    記音響ラインの２本以上にほぼ同時に受信されることを
    特徴とする請求項２４乃至２９のいずれかに記載の方
    法。
  31. 【請求項３１】ドップラ情報をとり出すために最適化さ
    れた圧力波とＢモード画像情報をとり出すために最適化
    された圧力波がほぼ同時に伝ぱんされることを特徴とす
    る請求項２４乃至３０のいずれかに記載の方法。
  32. 【請求項３２】前記ドップラ波はＢモード画像波とは異
    る周波数で伝ぱんすることを特徴とする請求項２４乃至
    ３１のいずれかに記載の方法。
  33. 【請求項３３】前記ドップラ波は直線走査フォーマット
    においてＢモード画像波とは異る方向に伝ぱんされるこ
    とを特徴とする請求項２４乃至３２のいずれかに記載の
    方法。
  34. 【請求項３４】前記変換器アレイの物理的端部近辺にお
    いて、前記変換器エレメントが前記音響ラインと上記ア
    レイの面との交点に隣接はするがその交点に中心をもた
    ないようにして各走査ラインに沿って音響ビームおよび
    受信エコーを焦点づける段階を更に含む請求項２４の方
    法。
  35. 【請求項３５】前記変換器アレイの物理的端部近辺にお
    いて、前記音響ラインと上記アレイの面との交点に隣接
    するが中心づけられない上記アレイの活性変換器エレメ
    ントの開口を調整する段階を更に含む請求項３４の方
    法。
  36. 【請求項３６】下記段階を含む、変換器アレイの面に対
    向する人体の部分の画像を得るために個々の変換器エレ
    メントの上記アレイを走査する方法：音響圧力波を送り
    そして、夫々が他と空間的に重ならず独立している一セ
    ットの音響ラインに音響エコーを受ける段階、 上記変換器アレイの面上の任意の点で発生しそしてそれ
    に交わるようにするために音響ラインをシフトする段
    階、 上記任意点において上記アレイの面に対する垂線に対し
    任意の角度で活性音響ラインを操作する段階。
  37. 【請求項３７】前記圧力波は送信されそしてエコーは２
    以上の前記音響ラインにほぼ同時に受信されることを特
    徴とする請求項３６の方法。
  38. 【請求項３８】前記音響ラインのセットについての前記
    任意の原点から夫々の送信焦点までの距離が視野内で変
    化することを特徴とする請求項３６の方法。
  39. 【請求項３９】音響圧力波を送りそして変換器アレイに
    沿って走査される音響ラインにエコーを受信する手段
    と、 各音響ラインを上記変換器アレイの面との任意の交点に
    おいて発生させる段階とを備えていることを特徴とする
    音響走査の発生装置。
  40. 【請求項４０】各音響ラインは前記交点において前記ア
    レイの面に対する垂線に対し任意の角度で発生させるご
    とくなった請求項３９の装置。
  41. 【請求項４１】前記音響ラインは全視野において空間的
    に重ならないようになった請求項３９または４０の装
    置。
  42. 【請求項４２】各音響ラインの他のラインとは無関係に
    ソフトウェアにより制御されることを特徴とする請求項
    ３９乃至４１のいずれかに記載の装置。
  43. 【請求項４３】前記送信音響圧力波の周波数は前記視野
    内で変化されることを特徴とする請求項３９乃至４２の
    いずれかに記載の装置。
  44. 【請求項４４】下記要件を含む、可変頂点音響走査を発
    生するための装置：音響圧力波を送りそして変換器アレ
    イに沿って走査される音響ラインにエコーを受ける手段
    と、 各音響ラインの延長部が上記アレイの面内にないほぼ共
    通の頂点を通るように各音響ラインを上記アレイの面と
    の任意の交点において発生させる手段とを備えているこ
    とを特徴とする可変頂点音響走査を発生するための装
    置。
  45. 【請求項４５】前記共通頂点は拡大した視野を与えるた
    めに前記アレイの面の後の選択可能な距離のところであ
    る請求項４４の装置。
  46. 【請求項４６】前記変換器アレイは直線平面アレイであ
    る請求項４４または４５の装置。
  47. 【請求項４７】前記音響ラインは全視野において空間的
    に重ならないようになった請求項４４乃至４６のいずれ
    かに記載の装置。
  48. 【請求項４８】前記視野の範囲は前記共通頂点の位置と
    前記アレイの物理的端部とによりきまることを特徴とす
    る請求項４４乃至４６のいずれかに記載の装置。
  49. 【請求項４９】音響圧力波を伝ぱんしそして夫々他とは
    空間的に重ならず独立している一セットの音響ラインに
    エコーを受ける手段と、 音響ラインの延長部が上記アレイの面上にないほぼ共通
    の頂点を通るように上記アレイの面に対する活性音響ラ
    インの角度を操作する手段とを備えていることを特徴と
    する変換器アレイの面に対向する人体の部分から画像ま
    たはドップラデータを得るための変換器エレメントの上
    記アレイを走査するための装置。
  50. 【請求項５０】前記共通頂点は前記人体の拡大した視野
    を与うるべく前記アレイの面の後の選択可能な距離のと
    ころに配置することを特徴とする請求項４９の装置。
  51. 【請求項５１】下記要件を含む、変換器アレイの面に対
    向する人体の部分の画像を得るために個々の変換エレメ
    ントの上記アレイを走査するための装置：音響圧力波を
    伝ぱんし、夫々が他と空間的に重ならず独立している一
    セットの音響ラインにエコーを受ける手段と、 活性音響ラインを上記変換器アレイの面上の任意の点か
    ら発生しそれと交わるようにするためにそのラインをシ
    フトする手段と、 上記任意の点において上記アレイの面に対する垂線に対
    し任意の角度で上記活性音響ラインを操作する手段。
  52. 【請求項５２】前記圧力波は伝ぱんされそしてエコーが
    ２以上の前記音響ラインにほぼ同時に受信されることを
    特徴とする請求項５１の装置。
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Cited By (15)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2003534074A (ja) * 2000-05-23 2003-11-18 コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ 湾曲アレイ走査ヘッドを使用する超音波空間合成
US6784680B2 (en) 2000-06-01 2004-08-31 Sumitomo Electric Industries, Ltd. Contact probe with guide unit and fabrication method thereof
WO2005016150A1 (ja) * 2003-08-14 2005-02-24 Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. 超音波診断装置
JP2006081901A (ja) * 2004-08-31 2006-03-30 General Electric Co <Ge> 超音波検出指標に基づいた超音波収集の最適化
JP2006340890A (ja) * 2005-06-09 2006-12-21 Aloka Co Ltd 超音波診断装置
US7190179B2 (en) 2001-04-13 2007-03-13 Sumitomo Electric Industries, Ltd. Contact probe
JP2008043766A (ja) * 2006-08-18 2008-02-28 Medison Co Ltd スキャンラインのステアリング角度を制御するための超音波システム及び方法
JP2008062050A (ja) * 2006-09-08 2008-03-21 Medison Co Ltd スキャンラインを制御する超音波システム及び方法
JP2009219511A (ja) * 2008-03-13 2009-10-01 Aloka Co Ltd 超音波診断装置
JP2010538746A (ja) * 2007-09-12 2010-12-16 ソノサイト、インク フェーズドアレイを利用する空間合成のためのシステムと方法
JP2011078744A (ja) * 2009-09-10 2011-04-21 Sophia School Corp 変位計測方法及び装置、並びに、超音波診断装置
JP2012192077A (ja) * 2011-03-17 2012-10-11 Fujifilm Corp 超音波診断装置および超音波画像生成方法
JP2014503065A (ja) * 2010-12-22 2014-02-06 コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェ 質量中心を用いたせん断波速度の推定
KR20140045189A (ko) * 2012-10-08 2014-04-16 삼성전자주식회사 초음파 트랜스듀서를 이용한 전단파의 전파를 관측하는 방법, 장치 및 시스템
JP2014226296A (ja) * 2013-05-22 2014-12-08 ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー 超音波診断装置

Families Citing this family (64)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5235986A (en) * 1990-02-12 1993-08-17 Acuson Corporation Variable origin-variable angle acoustic scanning method and apparatus for a curved linear array
US5261408A (en) * 1990-02-12 1993-11-16 Acuson Corporation Variable origin-variable acoustic scanning method and apparatus
US5123415A (en) * 1990-07-19 1992-06-23 Advanced Technology Laboratories, Inc. Ultrasonic imaging by radial scan of trapezoidal sector
US5704361A (en) * 1991-11-08 1998-01-06 Mayo Foundation For Medical Education And Research Volumetric image ultrasound transducer underfluid catheter system
US5325860A (en) 1991-11-08 1994-07-05 Mayo Foundation For Medical Education And Research Ultrasonic and interventional catheter and method
US5713363A (en) * 1991-11-08 1998-02-03 Mayo Foundation For Medical Education And Research Ultrasound catheter and method for imaging and hemodynamic monitoring
US5447158A (en) * 1992-06-16 1995-09-05 Kabushiki Kaisha Toshiba Ultrasonic imaging method and system capable of displaying B-mode image and color flow mapping image over wide field
US5322068A (en) * 1993-05-21 1994-06-21 Hewlett-Packard Company Method and apparatus for dynamically steering ultrasonic phased arrays
US5798461A (en) * 1993-06-02 1998-08-25 Hewlett-Packard Company Methods and apparatus for ultrasound imaging using combined scan patterns
US5501219A (en) * 1993-09-30 1996-03-26 Siemens Medical Systems, Inc. Real-time dynamic time-of-flight calculator
JP3059042B2 (ja) * 1994-02-22 2000-07-04 フクダ電子株式会社 超音波診断装置
US5462057A (en) * 1994-06-06 1995-10-31 Hewlett-Packard Company Ultrasound imaging system using line splicing and parallel receive beam formation
US5562096A (en) * 1994-06-28 1996-10-08 Acuson Corporation Ultrasonic transducer probe with axisymmetric lens
US5549111A (en) * 1994-08-05 1996-08-27 Acuson Corporation Method and apparatus for adjustable frequency scanning in ultrasound imaging
JPH08126641A (ja) * 1994-10-31 1996-05-21 Fujitsu Ltd 超音波診断装置
US5735282A (en) * 1996-05-30 1998-04-07 Acuson Corporation Flexible ultrasonic transducers and related systems
US5699805A (en) * 1996-06-20 1997-12-23 Mayo Foundation For Medical Education And Research Longitudinal multiplane ultrasound transducer underfluid catheter system
US5846202A (en) * 1996-07-30 1998-12-08 Acuson Corporation Ultrasound method and system for imaging
US5709210A (en) * 1996-07-30 1998-01-20 Acuson Corporation Ultrasound system for imaging
DE69721803T2 (de) 1996-11-07 2003-11-20 Tomtec Imaging Syst Gmbh Verfahren und anlage zur rekonstruktion eines ultraschallbildes
US5842991A (en) * 1997-02-20 1998-12-01 Barabash; Leonid S. Ultrasound transducer with extended field of view
US6171247B1 (en) 1997-06-13 2001-01-09 Mayo Foundation For Medical Education And Research Underfluid catheter system and method having a rotatable multiplane transducer
US6059731A (en) * 1998-08-19 2000-05-09 Mayo Foundation For Medical Education And Research Simultaneous side-and-end viewing underfluid catheter
US6816100B1 (en) 1999-03-12 2004-11-09 The Regents Of The University Of California Analog-to-digital converters with common-mode rejection dynamic element matching, including as used in delta-sigma modulators
US6398736B1 (en) 1999-03-31 2002-06-04 Mayo Foundation For Medical Education And Research Parametric imaging ultrasound catheter
US7238158B2 (en) * 1999-05-28 2007-07-03 Allez Physionix, Ltd. Pulse interleaving in doppler ultrasound imaging
US7534209B2 (en) * 2000-05-26 2009-05-19 Physiosonics, Inc. Device and method for mapping and tracking blood flow and determining parameters of blood flow
US7399279B2 (en) * 1999-05-28 2008-07-15 Physiosonics, Inc Transmitter patterns for multi beam reception
US6682483B1 (en) * 1999-05-28 2004-01-27 Vuesonix Sensors, Inc. Device and method for mapping and tracking blood flow and determining parameters of blood flow
US6293912B1 (en) 1999-06-10 2001-09-25 B-K Medical A/S Ultrasound scanner with beam former
US6234968B1 (en) 1999-06-15 2001-05-22 Acuson Corporation 3-D diagnostic medical ultrasound imaging using a 1-D array
US6669633B2 (en) 1999-06-22 2003-12-30 Teratech Corporation Unitary operator control for ultrasonic imaging graphical user interface
US9402601B1 (en) 1999-06-22 2016-08-02 Teratech Corporation Methods for controlling an ultrasound imaging procedure and providing ultrasound images to an external non-ultrasound application via a network
US20040015079A1 (en) * 1999-06-22 2004-01-22 Teratech Corporation Ultrasound probe with integrated electronics
US6458082B1 (en) 1999-09-29 2002-10-01 Acuson Corporation System and method for the display of ultrasound data
US6352510B1 (en) 2000-06-22 2002-03-05 Leonid S. Barabash Ultrasound transducers for real time two and three dimensional image acquisition
US6605042B2 (en) 2001-08-10 2003-08-12 Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc Method and apparatus for rotation registration of extended field of view ultrasound images
US6685641B2 (en) 2002-02-01 2004-02-03 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Plane wave scanning reception and receiver
US20040220474A1 (en) * 2002-03-20 2004-11-04 Kenneth Abend Determining the power of an ultrasound reflection using an autocorrelation technique
US20040254461A1 (en) * 2002-03-20 2004-12-16 Ackerman William H. Acoustic beam shaping by pulse power modulation at constant amplitude
US6709395B2 (en) * 2002-06-25 2004-03-23 Koninklijke Philips Electronics N.V. System and method for electronically altering ultrasound scan line origin for a three-dimensional ultrasound system
US6790181B2 (en) 2002-09-13 2004-09-14 Acuson Corporation Overlapped scanning for multi-directional compounding of ultrasound images
EP1614186A4 (en) * 2003-03-14 2010-12-22 Physiosonics Inc METHOD AND DEVICE FOR GENERATING MULTIPLE RAYS
US20050004468A1 (en) * 2003-03-17 2005-01-06 Vuesonix Sensors, Inc. Increased sensitivity for 4-D ultrasound imaging and for 4-D doppler ultrasound imaging
WO2004087009A2 (en) * 2003-03-27 2004-10-14 Vuesonix Sensors, Inc. Mapping and tracking blood flow using reduced-element probe
US6858010B2 (en) * 2003-05-06 2005-02-22 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Identifying clinical markers in spatial compounding ultrasound imaging
WO2005024462A1 (en) * 2003-09-10 2005-03-17 Koninklijke Philips Electronics, N.V. Ultrasonic spatial compounding with multiple simultaneous beam transmission
WO2005041759A2 (en) * 2003-10-29 2005-05-12 Allez Physionix Ltd. Method and apparatus for determining an ultrasound fluid flow centerline
CN1882850A (zh) * 2003-11-20 2006-12-20 皇家飞利浦电子股份有限公司 自动调整波束形成参数的超声诊断成像
US9310475B2 (en) * 2003-11-21 2016-04-12 General Electric Company Method and apparatus for transmitting multiple beams
US7004906B1 (en) * 2004-07-26 2006-02-28 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Contrast agent imaging with agent specific ultrasound detection
EP1913419B1 (en) * 2005-08-05 2014-05-07 Koninklijke Philips N.V. Curved 2-d array ultrasound transducer and method for volumetric imaging
US20070068253A1 (en) * 2005-09-15 2007-03-29 General Electric Company Uni-index variable angle phased array probe
US20100298703A1 (en) * 2006-10-20 2010-11-25 Koninklijke Philips Electronics N.V. Variable line length scanning patterns
US7780601B2 (en) 2007-06-05 2010-08-24 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Adaptive clinical marker preservation in spatial compound ultrasound imaging
US8891840B2 (en) 2012-02-13 2014-11-18 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Dynamic steered spatial compounding in ultrasound imaging
US9081097B2 (en) 2012-05-01 2015-07-14 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Component frame enhancement for spatial compounding in ultrasound imaging
KR102438750B1 (ko) * 2015-03-31 2022-08-31 삼성전자주식회사 아티팩트 제거 방법 및 이를 위한 진단 장치
US11529124B2 (en) * 2015-03-31 2022-12-20 Samsung Electronics Co., Ltd. Artifact removing method and diagnostic apparatus using the same
WO2019114585A1 (en) * 2017-12-12 2019-06-20 Versitech Limited Ultrafast ultrasound imaging with cascaded dual-polarity waves
CN109688512B (zh) * 2018-12-26 2020-12-22 北京猎户星空科技有限公司 一种拾音方法及装置
JP7211150B2 (ja) * 2019-02-21 2023-01-24 コニカミノルタ株式会社 超音波診断装置、超音波画像生成方法及びプログラム
WO2020252300A1 (en) * 2019-06-14 2020-12-17 Butterfly Network, Inc. Methods and apparatuses for collection of ultrasound data along different elevational steering angles
WO2024076975A1 (en) * 2022-10-03 2024-04-11 Mayo Foundation For Medical Education And Research Fast ultrasound imaging method for motion detection using comb detection beams

Citations (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPS5618770A (en) * 1979-07-25 1981-02-21 Toshiba Corp Ultrasonic probe
JPS5618850A (en) * 1979-07-23 1981-02-23 Tokyo Shibaura Electric Co Ultrasonic diagnosing device
JPS5672857A (en) * 1979-11-16 1981-06-17 Matsushita Electric Ind Co Ltd Method of scanning ultrasonic diagnosing device
JPS5685332A (en) * 1979-12-14 1981-07-11 Yokogawa Electric Works Ltd Urtrasonic diagnosis apparatus
JPS573628A (en) * 1980-06-11 1982-01-09 Aloka Co Ltd Ultrasonic diagnosis apparatus for endoscope
JPS6048732A (ja) * 1983-08-25 1985-03-16 富士通株式会社 超音波診断装置
JPS6244226A (ja) * 1985-08-21 1987-02-26 アロカ株式会社 超音波ドプラ装置
JPS62121356A (ja) * 1985-11-21 1987-06-02 Agency Of Ind Science & Technol 超音波撮像装置

Family Cites Families (11)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4159462A (en) * 1977-08-18 1979-06-26 General Electric Company Ultrasonic multi-sector scanner
US4344327B1 (en) * 1979-12-28 1994-05-03 Aloka Co Ltd Electronic scanning ultrasonic diagnostic system
JPS5711648A (en) * 1980-06-27 1982-01-21 Matsushita Electric Ind Co Ltd Ultrasonic probe
JPS57161672A (en) * 1981-03-31 1982-10-05 Fujitsu Ltd Measuring method utilizing ultrasonic wave
JPS6041956A (ja) * 1983-08-19 1985-03-05 株式会社東芝 超音波診断装置
JPS6052784A (ja) * 1983-08-31 1985-03-26 Yokogawa Medical Syst Ltd 方位角適応型フエ−ズド・アレイ・ソ−ナ−
US4550607A (en) * 1984-05-07 1985-11-05 Acuson Phased array acoustic imaging system
US4569231A (en) * 1984-07-09 1986-02-11 General Electric Company Multiple frequency annular transducer array and system
CA1252553A (en) * 1984-09-25 1989-04-11 John G. Abbott Ultrasonic compound scan with a rotating transducer
CA1241430A (en) * 1984-09-25 1988-08-30 John G. Abbott Ultrasonic compound scan with an oscillating transducer
JPH074364B2 (ja) * 1986-01-28 1995-01-25 株式会社東芝 超音波診断装置

Patent Citations (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPS5618850A (en) * 1979-07-23 1981-02-23 Tokyo Shibaura Electric Co Ultrasonic diagnosing device
JPS5618770A (en) * 1979-07-25 1981-02-21 Toshiba Corp Ultrasonic probe
JPS5672857A (en) * 1979-11-16 1981-06-17 Matsushita Electric Ind Co Ltd Method of scanning ultrasonic diagnosing device
JPS5685332A (en) * 1979-12-14 1981-07-11 Yokogawa Electric Works Ltd Urtrasonic diagnosis apparatus
JPS573628A (en) * 1980-06-11 1982-01-09 Aloka Co Ltd Ultrasonic diagnosis apparatus for endoscope
JPS6048732A (ja) * 1983-08-25 1985-03-16 富士通株式会社 超音波診断装置
JPS6244226A (ja) * 1985-08-21 1987-02-26 アロカ株式会社 超音波ドプラ装置
JPS62121356A (ja) * 1985-11-21 1987-06-02 Agency Of Ind Science & Technol 超音波撮像装置

Cited By (18)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2003534074A (ja) * 2000-05-23 2003-11-18 コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ 湾曲アレイ走査ヘッドを使用する超音波空間合成
US6784680B2 (en) 2000-06-01 2004-08-31 Sumitomo Electric Industries, Ltd. Contact probe with guide unit and fabrication method thereof
US7190179B2 (en) 2001-04-13 2007-03-13 Sumitomo Electric Industries, Ltd. Contact probe
WO2005016150A1 (ja) * 2003-08-14 2005-02-24 Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. 超音波診断装置
JP2006081901A (ja) * 2004-08-31 2006-03-30 General Electric Co <Ge> 超音波検出指標に基づいた超音波収集の最適化
JP2006340890A (ja) * 2005-06-09 2006-12-21 Aloka Co Ltd 超音波診断装置
JP2008043766A (ja) * 2006-08-18 2008-02-28 Medison Co Ltd スキャンラインのステアリング角度を制御するための超音波システム及び方法
JP2008062050A (ja) * 2006-09-08 2008-03-21 Medison Co Ltd スキャンラインを制御する超音波システム及び方法
JP2010538746A (ja) * 2007-09-12 2010-12-16 ソノサイト、インク フェーズドアレイを利用する空間合成のためのシステムと方法
JP2009219511A (ja) * 2008-03-13 2009-10-01 Aloka Co Ltd 超音波診断装置
JP2011078744A (ja) * 2009-09-10 2011-04-21 Sophia School Corp 変位計測方法及び装置、並びに、超音波診断装置
US8956297B2 (en) 2009-09-10 2015-02-17 Chikayoshi Sumi Displacement measurement method and apparatus, and ultrasonic diagnostic apparatus
US9993228B2 (en) 2009-09-10 2018-06-12 Chikayoshi Sumi Displacement measurement method and apparatus, and ultrasonic diagnostic apparatus
US11026660B2 (en) 2009-09-10 2021-06-08 Chikayoshi Sumi Displacement measurement method and apparatus, and ultrasonic diagnostic apparatus
JP2014503065A (ja) * 2010-12-22 2014-02-06 コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェ 質量中心を用いたせん断波速度の推定
JP2012192077A (ja) * 2011-03-17 2012-10-11 Fujifilm Corp 超音波診断装置および超音波画像生成方法
KR20140045189A (ko) * 2012-10-08 2014-04-16 삼성전자주식회사 초음파 트랜스듀서를 이용한 전단파의 전파를 관측하는 방법, 장치 및 시스템
JP2014226296A (ja) * 2013-05-22 2014-12-08 ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー 超音波診断装置

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