JPH08317923A - 超音波診断装置 - Google Patents
超音波診断装置Info
- Publication number
- JPH08317923A JPH08317923A JP7127772A JP12777295A JPH08317923A JP H08317923 A JPH08317923 A JP H08317923A JP 7127772 A JP7127772 A JP 7127772A JP 12777295 A JP12777295 A JP 12777295A JP H08317923 A JPH08317923 A JP H08317923A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- scanning direction
- signals
- elements
- section
- ultrasonic
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Granted
Links
Landscapes
- Ultra Sonic Daignosis Equipment (AREA)
- Measurement Of Velocity Or Position Using Acoustic Or Ultrasonic Waves (AREA)
- Investigating Or Analyzing Materials By The Use Of Ultrasonic Waves (AREA)
Abstract
体内の媒質の不均一の補正を行なう超音波診断装置を提
供する。 【構成】第1の遅延2は被検体が音速既知の均一媒質と
仮定し、探触子1の各素子の受信信号に対し解析的に求
めた初期遅延時間分布を与える。第1の遅延部2の出力
信号の数は受信信号数に等しく、第1の加算部3で第1
の遅延部2の複数の出力信号を加算し、相関演算の対象
となる加算信号を出力する。相関演算部5で加算信号の
間の時間差を検出し、第2の遅延部4で第1の遅延部2
で与えた遅延時間に追加してこの時間差を各加算信号に
与え、受信信号の到達時間のばらつきを補正する。第2
の遅延部4の出力信号を第2の加算部6で加算し、目的
方向に指向性を持つ超音波ビームを形成する。 【効果】小さい回路規模で2方向の補正を効率的にでき
る。
Description
診断装置に関し、特に不均一媒質の影響を除去するため
に、探触子による受波信号の遅延時間分布を変更する超
音波診断装置に関する。
数の配列素子による受波信号に遅延時間分布を与え、所
定の方向に指向性を持つ超音波ビームを形成して被検体
の断層像を得る。しかし、人体は不均一媒質であるた
め、高分解能の超音波ビームを形成するには、被検体に
あわせて遅延時間分布を変化させる必要がある。
〜25は探触子の素子(e1〜e5)、61は反射体で
ある。簡単のため受信のみで考えると、媒質が音速既知
で均一ならば反射体61からの反射パルス波面は、理想
的な波面62として素子21〜25(e1〜e5)に到
達する。このとき、反射体61と素子21〜25(e1
〜e5)の位置関係により素子23(e3)には最も早
く、素子21(e1)、25(e5)には最も遅くパル
スが到達する。そのため全てのパルスの到達時間をあわ
せるために、素子22、23、24(e2、e3、e
4)が受信するパルスに適当な遅延を与える。これによ
り全パルスの到達時間をあわせた後、加算することによ
り、目的方向からの受信パルスのみを増幅し高分解能の
断層像を形成する。音速既知の均一媒質ならば与えるべ
き遅延は解析的に求めることができる。
1との距離をLi(1≦i≦5)、超音波診断装置の設
定音速をc、素子21〜25(e1〜e5)の受波信号
に与える遅延時間をτi(1≦i≦5)、Li(1≦i
≦5)の中の最大値をLmaxとおけば、 τi=(Lmax−Li)/c …(数1) である。しかし、実際には素子21〜25(e1〜e
5)と反射体61との間に、不均一媒質64が存在する
ためにパルス波面は歪みを有する波面63になるので、
各素子の受波信号に与える遅延時間を変化させなければ
ならない。
n Ultrasonics、Ferroelectr
ics、and Frequency Contro
l、Vol.35、No.6、pp.758−767
(1988年発行)では、超音波ビーム走査方向のみに
素子分割された探触子を用いて、各素子受波信号の実相
関演算により上記の歪みを有する波面を補正している。
論文集、pp859−860(1991年発行)では、
超音波ビーム走査方向のみに素子分割された探触子を用
いて、各素子受波信号の高周波成分を除去した後、低周
波成分の複素相関演算により上記の歪みを有する波面を
補正している。
論文集、pp253−254(1991年発行)、なら
びにIEEE Transactions on Ul
trasonics、Ferroelectrics、
and FrequencyControl、Vol.
41、No.5、pp.631−643(1994年発
行)では、超音波ビーム走査方向、超音波ビーム走査方
向に直交する方向の両者に素子分割された探触子を用い
て歪みを有する波面の補正を行っている。
actions on Ultrasonics、Fe
rroelectrics、and Frequenc
y Control、Vol.35、No.6、pp.
758−767(1988年発行)、ならびに日本超音
波医学会第58回研究発表会講演論文集、pp859−
860(1991年発行)では、撮像物体と探触子の間
に超音波ビーム走査方向のみに不均一なシリコンゴムを
挿入し故意に断層像を劣化させている。しかし、生体内
での媒質の不均一は、超音波ビーム走査方向と超音波ビ
ーム走査方向に直交する方向に分布しており、1方向の
みでの不均一なシリコンゴムの挿入は、生体内での媒質
の不均一を模擬するには不十分と考えられる。
論文集、pp253−254(1991年発行)では、
シリコンゴムを挿入しない断層像の画質改善を試みてい
るが成功していない。その解決策として超音波ビーム走
査方向と超音波ビーム走査方向に直交する方向に分割さ
れた探触子を用いた生体内での媒質の不均一の2方向で
の補正を提案し、相関演算の対象となる信号を受波した
単一素子の幾何学的な重心位置の間の距離が、超音波ビ
ーム走査方向に直交する方向に3mm以下であれば十分
な補正が可能であるとしている。しかし、超音波ビーム
走査方向の、相関演算の対象となる信号を受波した単一
素子の幾何学的な重心位置の間の距離の最適化に関する
記述は何もない。また、超音波ビーム走査方向に直交す
る方向の、相関演算の対象となる信号を受波した単一素
子の幾何学的な重心位置の間の距離、3mmは、生体内
での媒質の不均一の十分な補正には大きすぎると考えら
れる。
n Ultrasonics、Ferroelectr
ics、and Frequency Contro
l、Vol.41、No.5、pp.631−643
(1994年発行)では、超音波ビーム走査方向と超音
波ビーム走査方向に直交する方向の全素子間で相関演算
を行い、歪み波面の補正を行っており、莫大な個数の相
関器を必要としている。
査方向と超音波ビーム走査方向に直交する方向に分割さ
れ、生体内での媒質の不均一の2方向における補正を相
関演算により行う超音波診断装置において、相関演算の
対象となる信号数を超音波ビーム走査方向、超音波ビー
ム走査方向に直交する方向の両者で最適化し、小さい回
路規模の相関演算部により、生体内での媒質の不均一の
補正を十分に行なう、超音波診断装置を提供することに
ある。
は、被検体内に超音波パルスビームを送受信する複数の
素子が、超音波パルスビームの走査方向とこの走査方向
と直交する方向の2方向に配列されてなる探触子と、各
素子で得る受波信号に遅延を与える第1の遅延部と、第
1の遅延部の複数の出力信号を加算して、複数の加算信
号を出力する第1の加算部と、第1の加算部の出力信号
の間の相関演算を行う相関演算部と、加算信号に遅延を
与える第2の遅延部と、第2の遅延部の出力信号を加算
する第2の加算部とを有し、第2の遅延部の与える遅延
が、相関演算部の演算結果に基づいて決定される超音波
診断装置において、第1の加算部が出力する加算信号の
それぞれは、互いに等しい数の素子からなる素子群を構
成する各素子で得る受波信号の和であり、走査方向で隣
接する素子群の幾何学的な重心位置の間の距離のそれぞ
れと、走査方向に直交する方向で隣接する素子群の幾何
学的な重心位置の間の距離のそれぞれと、がそれぞれ等
しい距離であることに特徴を有し、さらに、走査方向、
および走査方向と直交する方向で隣接する素子群の幾何
学的な重心位置の間の距離が、1mm以上、2mm以下
であり、走査方向に直交する方向の素子幅が、走査方向
に直交する方向で隣接する素子群の、幾何学的な重心位
置の間の距離に等しいことにも特徴がある。
音波ビーム走査方向に直交する方向で生体内での媒質の
不均一の補正を行う超音波診断装置において、相関演算
を行なう信号数を超音波ビーム走査方向、超音波ビーム
走査方向に直交する方向の両者で最適化し、小さい回路
規模の相関演算部で生体内での媒質の不均一の補正が十
分にできる。
る。
波診断装置の構成を示す図である。図1において、1は
探触子、2は第1の遅延部、3は第1の加算部、4は第
2の遅延部、5は相関演算部、6は第2の加算部であ
る。なお、実際の超音波診断装置では、表示部、増幅
部、検波部等があるが、説明を簡単にするために省略し
てある。
ーム走査方向にNa個、超音波ビーム走査方向に直交す
る方向にMa個であるとする。以下の説明では、超音波
ビーム走査方向をX方向、超音波ビーム走査方向に直交
する方向をY方向と呼ぶ。
送信して、被検体内からの反射信号を各素子で受信す
る。第1の遅延部2は、被検体が音速既知の均一媒質で
あると仮定して、解析的に求められる初期遅延時間分布
を各素子によって得る受信信号に付与する。以下の説明
では、この初期遅延時間分布をフォーカス用遅延時間分
布と呼ぶ。第1の遅延部2の出力信号の数は各素子によ
る受信信号の数に等しく、Na×Maである。
2の出力信号を複数本まとめて加算し、相関演算の対象
となる加算信号を相関演算部5に出力する。X方向で加
算され得られた信号の数をNb、Y方向で加算され得ら
れた信号の数をMbとると、第1の加算部3の出力信号
の数は、Nb×Mbに減少する。
る信号のそれぞれは、いずれも、互いに等しい数の素子
により受信された受波信号の和であり、これらの互いに
等しい数の素子の群において、X方向で互いに隣接する
素子群のそれぞれの幾何学的な重心位置の間の距離と、
Y方向で互いに隣接する素子群のそれぞれの幾何学的な
重心位置の間の距離と、がいずれも等しい距離を有して
おり、その距離は、1mm以上、2mm以下の範囲にあ
る。
ス送受信面を模擬的に表す。図3では、簡単のためNa
=4、Ma=4とし、探触子1は2方向に配置される1
6個の素子E1〜E16からなり、各素子のX、Y両方
向における大きさは0.75mmである。相関演算の対
象となる加算された信号を求めるときに用いる、受波信
号を得る素子の群は、(E1、E2、E3、E4)、
(E5、E6、E7、E8)、(E9、E10、E1
1、E12)、(E13、E14、E15、E16)の
4群である。これら各群の幾何学的な重心位置を、G1
〜G4で示している。
れを構成する4素子で得る受信信号を加算して、加算さ
れ得る4個の信号(加算信号)を相関演算5に出力す
る。第1の加算部3の出力の数は、Nb=2、Mb=2
となる。これらの加算信号はいずれも4素子からの受波
信号の和であり、上記の4群において、隣接する素子群
のX方向での幾何学的な重心位置の間の距離と、隣接す
る素子群のY方向での幾何学的な重心位置の間の距離
は、いずれも1.5mmで等しい。即ち、G1とG3と
の間の距離、G2とG4との間の距離、G1とG2との
間の距離、G3とG4との間の距離、はいずれも1.5
mmで等しい。
には、第1の遅延部2で与えたフォーカス用遅延時間分
布のみでは、各素子で受信する受信信号の到達時間をそ
ろえることができない。そこで、相関演算部5におい
て、それぞれの加算信号間の時間差を検出し、第2の遅
延部4において、第1の遅延部2で与えた遅延時間に追
加する遅延時間として上記の検出された時間差を、各加
算信号に与える。この結果、生体内での媒質の不均一か
ら生じた各素子による受信信号の到達時間のばらつきが
補正される。第2の遅延部4の出力信号のそれぞれが、
第2の加算部6で加算され、目的方向に指向性を持つ超
音波ビームが形成される。
で得る受信信号を加算し、相関演算の対象となる信号の
数を減少させるので、相関演算部5の回路規模が大幅に
縮小できる。これを図4で説明する。図4で、7は加算
信号間の時間差を検出する相関器、A1〜A4は、第1
の加算部3で得た加算信号である。A1とA2との間、
A1とA3との間、A3とA4との間、での時間差を相
関器7で検出する。図4に示すように、相関演算部5に
必要な相関器の数は、Nb×Mb−1=3個ですむ。
子からの受信信号の和を求めず、第1の遅延部2の出力
に対して、直接に相関演算を行う場合の相関器の接続を
示す。図5において、素子E1〜E16は、図3に示す
素子E1〜E16に対応しており、例えば、素子E1と
E2とにより得る受信信号の間での時間差を、相関器7
で検出する。図3に示す構成の探触子1の各素子によっ
て得る受信信号を処理するに必要な相関器7の数は、図
5に示すようにNa×Ma−1=15個である。即ち、
図4の構成では、相関器7の数は、図5の構成で必要と
する相関器7の数の1/5ですむ。
精度について考える。図3に示す探触子1では、補正の
対象となる各素子による受信信号の数は、Na×Ma=
16である。図4に示す相関器の接続で求められる時間
差は3個であるから、16個の各素子による受信信号
を、3個の時間差で補正することになる。しかし、図5
に示す相関器の接続では、求められる時間差は15個で
あり、16個の各素子による受信信号を、15個の時間
差で補正できる。従って、理論的には、図4の構成での
時間差の補正の精度は、図5の構成での時間差の補正の
精度より悪くなる。 即ち、回路を製作する観点から
は、相関演算の対象となる信号の数は少ない方がコス
ト、装置構成が単純となるので望ましく、時間差の補正
の精度を保持する観点からは、相関演算の対象となる信
号の数は多い方が望ましいという、相反す側面がある。
となる信号の数をX方向、Y方向の両者で最適化するこ
とにより、回路規模が小さく、各素子による受信信号の
到達時刻の時間差の補正の精度が良好である。その理由
を計算機シミュレーションに基づく計算結果を引用して
説明する。
波数を3.5MHz、探触子のサイズを、X方向で1
4.08mm、Y方向で14.08mmとした。このサ
イズは、一般に市販されている超音波診断装置の代表的
な探触子の仕様に相当する。ここで、被検体を走査した
ときにグレーティングローブと呼ばれる虚像が出現しな
いためには、超音波ビーム走査方向での素子幅は、λを
超音波の波長として、λ/2以下でなければならない。
周波数3.5MHzでは、λ=0.44mmであるか
ら、シミュレーションでは、X方向での素子数を64と
した。
での超音波パルスの時間移動面によりモデル化する。時
間移動面は、探触子に到達した超音波パルスを時間軸上
で正負方向に移動させ、解析的に求められる超音波パル
スの到達時間に対し歪みを与える。生体試料における時
間移動面の実測値が、Ultrasonic Imag
ing 14、pp.398−414に記述されてお
り、実測された時間移動面は、最大移動時間が130±
34nsec、移動時間のrms(root mean
square)値が55±14nsec、移動時間の
自己相関関数の半値幅が4.2±1.1mmである。計
算機シミュレーションでは、上記の値を参考にし、時間
移動面をランダムに発生させた。計算機上で発生した時
間移動面は、最大移動時間が143nsec、移動時間
のrms値が55nsec、移動時間の自己相関関数半
値幅が4.4mmである。
反射体に対し、探触子から超音波パルスを送受信し、受
信信号の相関演算により時間移動面を推定した。推定誤
差から、生体内での媒質の不均一補正後の超音波ビーム
を導き、探触子の中心前方50mmに中心が配置される
直径10mmの球(球の内部には反射体が存在せず、球
の外部には点反射体がランダムに一様分布している。)
を、超音波ビームにより走査し画像化した。
画像信号のrms値と、球内部の画像信号のrms値と
の比を求め、断層像におけるS/Nを定義した。断層像
のS/Nが大きいほど、球の抜けが良く、球の外部と内
部とのコントラストが大きく、球が明確に識別され、高
分解能であると判断する。Y方向での素子数を64、3
2、16、8、4、2、1と変化させて、球の画像を再
構成して、断層像のS/Nを求めた。なお、ここでは第
1の加算部3は、各素子からの受波信号を加算せずに、
そのまま第2の遅延部4ならびに相関演算部5に出力し
た。従って、使用する相関器の個数は、64×(Y方向
での素子数)−1である。なお、第1の遅延部2のフォ
ーカス用遅延時間分布は、X、Yの両方向でλ/2の間
隔で与える必要があるため、Y方向での素子数が、32
以下である場合には、探触子1のY方向には音響レンズ
を装着し、フォーカス用遅延時間分布を与えるものとし
た。
/Nは、30.1dB、時間移動面が存在し補正を行わ
ない場合の断層像のS/Nは、16.5dBであった。
Y方向での素子数が64、32、16、8、4、2、1
である場合に対し、断層像のS/Nは、それぞれ31.
3dB、31.3dB、31.0dB、28.0dB、
24.3dB、21.1dB、19.8dBであった。
図6に、Y方向での素子数に対する断層像のS/Nの結
果をグラフにより示す。
16以上の場合には、断層像のS/Nは一定であり、時
間移動面が存在しない場合とほぼ等しく、Y方向での素
子数が8以下では、断層像のS/Nが減少し始める。こ
のことから、補正が十分に行え、かつ相関演算部の回路
規模を小さくできるようなY方向での素子数は、8また
は16といえる。Y方向での素子数を64としても、第
1の加算部2において、各素子の受波信号をY方向に加
算することにより、相関器の個数を減少させることがで
きる。しかし、Y方向での素子数が多い場合には、探触
子自体の製造が非常に困難である上、仮に探触子1が製
造できても、第1の遅延部2の回路規模が膨大になる。
X、Yの両方向に64素子を有する探触子は、この10
年以内には実現が不可能と考えられている。従って、Y
方向での素子数は極力少なくすることが望ましい。
素子による受信信号の加算を行っていないので、加算信
号は受信信号に等しく、加算信号を求めるときに用いた
受信信号を得る素子群は、それぞれ単一の素子からな
り、各素子群の重心位置の間の距離は、それぞれ単一素
子の幅となるので、X方向で隣接する素子群の重心位置
の間の距離は、0.22mm、Y方向で隣接する素子群
の重心位置の間の距離は、Y方向での素子数が8のとき
1.76mm、Y方向での素子数が16のとき0.88
mmである。
た受信信号を得る素子群において、X方向で隣接する素
子群の重心位置の間の距離と、Y方向で隣接する素子群
の重心位置の間の距離とが、それぞれ等しい値である。
次に、第1の加算部3でX方向において、各素子による
受信信号を加算する計算機シミュレーションを行う。Y
方向での素子数が8のときは8素子に関する受信信号
を、Y方向での素子数が16のときは4素子に関する受
信信号を、それぞれX方向で加算し、隣接する素子群の
重心位置の間の距離を、X方向とY方向で等しくした。
加算された信号の間で相関演算を行ない、時間移動面を
推定し、補正された超音波ビームにより、上記の球の断
層像を再構成した。
1.76mmのとき(63個の相関器を使用して)、断
層像のS/Nは26.0dBであり、X方向の重心位置
の間の距離が0.22mm、Y方向の重心位置の間の距
離が1.76mmのときに(511個の相関器を使用し
て)、得た断層像のS/Nとほぼ等しい。X、Yの両方
向の重心位置の間の距離が0.88mmのときは(25
5個の相関器を使用して)、断層像のS/Nは30.9
dBであり、X方向の重心位置の間の距離0.22m
m、Y方向の重心位置の間の距離0.88mmのときに
(1023個の相関器を使用して)、得た層像のS/N
とほぼ等しい。
群の重心位置の間のX方向での距離、Y方向での距離の
大きい方の距離に支配されるため、Y方向での素子数が
少なく、重心位置の間の距離がY方向に大きい場合は、
X方向において各素子の受信信号を加算し、相関器の数
を減らしても、補正の精度に影響を及ぼさないことがわ
かる。
3においてX方向に8個の素子の受信信号を加算し、補
正を行った場合には、断層像のS/Nは26.0dBで
あり、使用した相関器の個数は63個であった。一方、
第1の加算部3において、各素子の受信信号の加算を行
わない場合、Y方向での素子数1個のときに使用する相
関器の個数が63個であり、補正後の断層像のS/Nは
19.8dBであった。
なる各素子による受信信号の数を最適化することによ
り、同じ相関器の個数の使用で、断層像S/Nが6dB
以上向上している。以上のように、本発明が有効である
ことは、計算機シミュレーションにより明確に示され
た。
隣接する素子群の重心位置の間の距離を、時間移動面の
最大空間周波数と関連づけて考察する。上記で説明した
計算機シミュレーションに用いた時間移動面の最大空間
周波数は、0.142(1(ライン)/mm)であっ
た。X、及びY方向での、素子群の重心位置の間の距離
が1.76mmである場合には、相関演算の対象となる
受信信号の、探触子上でのサンプリング周波数が、0.
568(1(ライン)/mm)であると考えることがで
きる。つまり、補正に用いる受信信号の探触子上でのサ
ンプリング周波数が、時間移動面の最大空間周波数の4
倍である。
重心位置の間の距離が0.88mmである場合には、補
正に用いる受信信号の探触子上でのサンプリング周波数
が時間移動面の最大空間周波数の8倍である。
子上でのサンプリング周波数がX、及びY両方向で等し
く、サンプリング周波数が時間移動面の最大空間周波数
の4倍以上、8倍以下とすれば、小さい回路規模で補正
を十分に行うことができる。なお、以上の実施例で説明
した相関演算は、受波信号の実相関演算であっても、複
素相関演算であっても、構わないことはいうまでもな
い。
波の走査方向と超音波の走査方向に直交する方向の2方
向において、生体内での媒質の不均一を補正する超音波
診断装置において、補正演算の対象となる受信信号の数
を、超音波の走査方向と超音波の走査方向に直交する方
向の2方向で最適化することにより、2方向での生体内
での媒質の不均一補正を、小さい回路規模で十分に行な
うことができるという顕著な効果を奏する。
示す図。
の反射パルス波面を表す図。
信面を表す図。
加算された信号の間の相関演算を行う相関器の接続を示
す図。
に相関演算を行う相関器の接続を示す図。
化させ撮像した球の断層像における断層像のS/Nを表
す図。
…第2の遅延部、5…相関演算部、6…第2の加算部、
7…相関器、21〜25…探触子の素子、61…反射
体、62…理想的な反射パルス波面、63…歪みを有す
る反射パルス波面、64…不均一媒質、E1〜E36…
探触子の素子、G1〜G4…素子群の幾何学的な重心位
置、A1〜A4…加算された信号。
Claims (3)
- 【請求項1】被検体内に超音波パルスビームを送受信す
る複数の素子が、前記超音波パルスビームの走査方向と
該走査方向と直交する方向の2方向に配列されてなる探
触子と、前記各素子で得る受波信号に遅延を与える第1
の遅延部と、該第1の遅延部の複数の出力信号を加算し
て、複数の加算信号を出力する第1の加算部と、該第1
の加算部の出力信号の間の相関演算を行う相関演算部
と、前記加算信号に遅延を与える第2の遅延部と、該第
2の遅延部の出力信号を加算する第2の加算部とを有
し、前記第2の遅延部の与える遅延が、前記相関演算部
の演算結果に基づいて決定される超音波診断装置におい
て、前記第1の加算部が出力する加算信号のそれぞれ
は、互いに等しい数の前記素子からなる素子群を構成す
る前記各素子で得る前記受波信号の和であり、前記走査
方向で隣接する前記素子群の幾何学的な重心位置の間の
距離のそれぞれと、前記走査方向に直交する方向で隣接
する前記素子群の幾何学的な重心位置の間の距離のそれ
ぞれと、がそれぞれ等しい距離であることを特徴とする
超音波診断装置。 - 【請求項2】前記走査方向、および前記走査方向と直交
する方向で隣接する前記素子群の幾何学的な重心位置の
間の距離が、1mm以上、2mm以下であることを特徴
とする請求項1に記載の超音波診断装置。 - 【請求項3】前記素子の、前記走査方向に直交する方向
の素子幅が、前記走査方向に直交する方向で隣接する前
記素子群の、幾何学的な重心位置の間の距離に等しいこ
とを特徴とする請求項1に記載の超音波診断装置。
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP12777295A JP3541497B2 (ja) | 1995-05-26 | 1995-05-26 | 超音波診断装置 |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP12777295A JP3541497B2 (ja) | 1995-05-26 | 1995-05-26 | 超音波診断装置 |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPH08317923A true JPH08317923A (ja) | 1996-12-03 |
JP3541497B2 JP3541497B2 (ja) | 2004-07-14 |
Family
ID=14968321
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP12777295A Expired - Fee Related JP3541497B2 (ja) | 1995-05-26 | 1995-05-26 | 超音波診断装置 |
Country Status (1)
Country | Link |
---|---|
JP (1) | JP3541497B2 (ja) |
Cited By (5)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
WO2000010463A1 (fr) * | 1998-08-18 | 2000-03-02 | Hitachi Medical Corporation | Appareil de diagnostic aux ultrasons |
WO2001050961A1 (fr) * | 2000-01-12 | 2001-07-19 | Hitachi Medical Corporation | Appareil de diagnostic ultrasonore |
WO2001066014A1 (fr) | 2000-03-10 | 2001-09-13 | Hitachi Medical Corporation | Dispositif d'imagerie a ultrasons |
JP2003521341A (ja) * | 2000-01-31 | 2003-07-15 | アー.ヤー. アンゲルセン、ビョルン | 医療用超音波イメージングにおける位相面収差およびパルス残響の補正 |
JP2013208494A (ja) * | 2009-09-30 | 2013-10-10 | Fujifilm Corp | 超音波診断装置及びその作動方法 |
-
1995
- 1995-05-26 JP JP12777295A patent/JP3541497B2/ja not_active Expired - Fee Related
Cited By (8)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
WO2000010463A1 (fr) * | 1998-08-18 | 2000-03-02 | Hitachi Medical Corporation | Appareil de diagnostic aux ultrasons |
US6423005B1 (en) | 1998-08-18 | 2002-07-23 | Hitachi Medical Corporation | Ultrasonic diagnostic apparatus |
US6620102B2 (en) | 1998-08-18 | 2003-09-16 | Hitachi Medical Corporation | Ultrasonic diagnostic apparatus |
WO2001050961A1 (fr) * | 2000-01-12 | 2001-07-19 | Hitachi Medical Corporation | Appareil de diagnostic ultrasonore |
US7029445B2 (en) * | 2000-01-12 | 2006-04-18 | Hitachi Medical Corporation | Ultrasonic diagnosing apparatus |
JP2003521341A (ja) * | 2000-01-31 | 2003-07-15 | アー.ヤー. アンゲルセン、ビョルン | 医療用超音波イメージングにおける位相面収差およびパルス残響の補正 |
WO2001066014A1 (fr) | 2000-03-10 | 2001-09-13 | Hitachi Medical Corporation | Dispositif d'imagerie a ultrasons |
JP2013208494A (ja) * | 2009-09-30 | 2013-10-10 | Fujifilm Corp | 超音波診断装置及びその作動方法 |
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
JP3541497B2 (ja) | 2004-07-14 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
Ng et al. | A comparative evaluation of several algorithms for phase aberration correction | |
US9730676B2 (en) | Ultrasound imaging system using beamforming techniques for phase coherence grating lobe suppression | |
Trahey et al. | Synthetic receive aperture imaging with phase correction for motion and for tissue inhomogeneities. II. Effects of and correction for motion | |
Trahey et al. | Experimental results with a real-time adaptive ultrasonic imaging system for viewing through distorting media | |
US5487306A (en) | Phase aberration correction in phased-array imaging systems | |
O'donnell et al. | Phase-aberration correction using signals from point reflectors and diffuse scatterers: Measurements | |
Nock et al. | Synthetic receive aperture imaging with phase correction for motion and for tissue inhomogeneities. I. Basic principles | |
US5531117A (en) | Closed loop maximum likelihood phase aberration correction in phased-array imaging systems | |
Karaman et al. | A phase aberration correction method for ultrasound imaging | |
US9465101B2 (en) | Aberration correction with broad transmit beams in medical ultrasound | |
US5415173A (en) | Ultrasound diagnosis system | |
JPH01207042A (ja) | 位相収差効果の反復適応形減少方法と装置 | |
Liu et al. | Estimation and correction of ultrasonic wavefront distortion using pulse-echo data received in a two-dimensional aperture | |
Dahl et al. | Spatial and temporal aberrator stability for real-time adaptive imaging | |
JP3374684B2 (ja) | 超音波診断装置 | |
JP2004261572A (ja) | ハーモニックな信号及びハーモニックでない信号を用いた超音波画像収差補正 | |
US5476098A (en) | Partially coherent imaging for large-aperture phased arrays | |
US8019572B2 (en) | Method and apparatus for exploring by wave propagation | |
US6423005B1 (en) | Ultrasonic diagnostic apparatus | |
US5548561A (en) | Ultrasound image enhancement using beam-nulling | |
JP3541497B2 (ja) | 超音波診断装置 | |
Liu et al. | A comparison of ultrasonic wavefront distortion and compensation in one-dimensional and two-dimensional apertures | |
Trahey et al. | An evaluation of transducer design and algorithm performance for two dimensional phase aberration correction | |
O'Donnell et al. | Aberration correction on a two-dimensional anisotropic phased array (medical US imaging) | |
JPH069561B2 (ja) | 超音波診断装置 |
Legal Events
Date | Code | Title | Description |
---|---|---|---|
A977 | Report on retrieval |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A971007 Effective date: 20040305 |
|
TRDD | Decision of grant or rejection written | ||
A01 | Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01 Effective date: 20040309 |
|
A61 | First payment of annual fees (during grant procedure) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61 Effective date: 20040322 |
|
S531 | Written request for registration of change of domicile |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R313531 |
|
R350 | Written notification of registration of transfer |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R350 |
|
S111 | Request for change of ownership or part of ownership |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R313113 |
|
R350 | Written notification of registration of transfer |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R350 |
|
FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20090409 Year of fee payment: 5 |
|
FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20100409 Year of fee payment: 6 |
|
FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20100409 Year of fee payment: 6 |
|
FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20110409 Year of fee payment: 7 |
|
FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20120409 Year of fee payment: 8 |
|
FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20120409 Year of fee payment: 8 |
|
FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20130409 Year of fee payment: 9 |
|
FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20140409 Year of fee payment: 10 |
|
LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |