【発明の詳細な説明】
音響画像形成装置
発明の背景
この出願は、1991年5月31日出願の整理番号07/708,354号の
一部継続出願である、1992年6月1日出願の整理番号第07/891,85
1号の一部継続出願である。この発明は、画像形成システム及び方法に関し、特
に数学的な方法及び音響波データを使用して対象物の内部画像を形成するシステ
ム及び方法に関する。
X線計算断層X線写真法(X線CT)で利用されるような従来のファンビーム
送信断層X線写真法においては、このファンビームが多くの異なる軌道に沿って
媒体を精査するときX線のファンビームの減衰が測定される。これらの減衰投影
画像に含まれる情報は、使用されて媒体の断層X線写真画像を再構成する。(画
像の分解能及び精澄性で明らかにされた)X線CTの成功は、基本的には、入射
術は、幾何学的な光線近似法を仮定するものであり、極めて簡略化されている。
ズのオーダであり、音響波の回折効果は無視できない。この場合、音波の減衰は
、回折、屈折、反射及び吸収のような分散効果により実質的に影響を受ける。従
来のX線CTで使用された簡略化になる数学的再構成アルコリズムは、この場合
に利用できない。
超音波回折断層写真(UDT)技術は、関係を有する音響波長に関連する分散
効果に充分な考慮をはらって音響波データから媒体の断層写真画像を数学的に再
構成しようとするものである。これは、全波方程式、すなわち、X線CTで使用
される幾何学的な波近似再構成法よりも展開すべき且つ実施すべき更にいっそう
困難な問題を考慮することにより行われる。UDT技術は、対象物の境界の外側
で検出された一組の分散波データから音響波を半分通す対象物の内部構造を決定
しようとするものである。ボーン(Born)近似法(E.Wols,”
Three−dimensional Structure Determin
ation of Semi−Transparent Objects fr
om Holographic Data”、Opt.Comm.153−15
6(1969)及びリトフ(Rytov)近似法(A.J.Devaney,”
Inverse Scattering Within the Rytov
approximations”、opt.Lett.6,374(1981)
)を使用する簡略化されたアルゴリズムを含むいくつかのこれらの数学的な技術
が理論的に考慮された。ボーン近似法及びリトフ近似法は、画像形成の媒体が音
響波の弱い分散であり、そして、音響波が媒体内において大きな位相シフトを経
験しないということを仮定している。コンピュタ集中全波再構成アルゴリズム(
S.Johnson及びM.Tracy,「Inverse Scatteri
ng Solution By a Sinc Basis、Multiple
Source,Moment Method”Ultrasonic Ima
ging 5、361−375(1983)及びその中の参考文献)は、ボーン
近似法またはリトフ近似法の有効性の範囲内には存在しない条件下での媒体の画
像形成のために提案されている。従来技術の特許には、Devaney(米国特
許第4,598,366号及び同第4,594,662号)及びJohnson
(米国特許第4,662,222号)がある。Johnsonの特許は、画像形
成の対象物内の全ての点における音速の最初の評価を形成し、音速マップ(一種
の画像)を計算し、そして、このマップを更新する反復アルゴリズムを開示して
いる。この方法は、残りのエラーパラメータが充分に小さくなるまで反復される
。Devaneyの特許は、フィルタードバック伝搬(filtered ba
ck propagation)と呼ばれる技術で、ボーン反転及びリトフ反転
を用いてデータから直接画像を形成する。
発明の要約
本発明の目的は、超音波を媒体に当てて音響ホログラムを作り、この媒体から
分散された超音波に関する情報を記録し、そして、この媒体の画像を迅速且つ効
率的に構成するためにその情報を使用するシステム及び方法を提供することであ
る。
この発明は,画像形成対象を囲む円の上に音響波の波長の半分より小さい距離
だけ多数のトランスチューサを離間配置した音響画像形成装置を提供する。信号
発生器は、100kHzないし1.5MHzの範囲の離散的な音響周波数を発生
する。マルチプレクサシステム(1ないし8)は、各トランスジューサが一度に
一つずつ信号を放送することができるように提供され、この放送信号は、他のト
ランスジューサにより検出される。電子装置は、検出された信号を記録し、そし
て、この記録された情報から、位相及び振幅データが各トランスジューサの場所
に関して計算される。アリコリズムをプログラムされたコンピュータは、上記位
相及び振幅データを使用して画像形成対象にわたるスライス画像を計算する。各
受信トランスジューサで音響信号の位相及び振幅の正確な決定を可能にする単一
周波数の定常状態音響信号が利用される。最後に、データ取得時間及び人造運動
物を減少させるために、各周波数が媒体の画像を提供する複数の離散的な識別可
能な周波数よりなる音響信号が利用される。
図面の簡単な説明
図1は、数学的再構成アルゴリズムを示す場合に使用される略図である。
図2は、本発明の正確なプロトタイプの装置で使用される電気回路のブロック
線図である。
図3は、本発明の特徴の一部を示すために使用された、コンピュータにより模
擬された対象物の図である。
図4は、この模擬された対象物の単一周波数画像の実(右)成分及び虚(左)
成分である。
図5は、この模擬された対象物の音速c(r、θ)(左)マップ及び減衰μ(
r,θ)(右)マップである。
図6は、この模擬された対象物の実(右)成分及び虚(左)成分である。これ
らの像は、位相ずれが訂正された図5に示した単一周波数像の和である。
図7は、模擬された対象物の合成画像である。この合成画像は、図6に描いた
音速マップと、図7に描いた画像の実成分とを組み合わせてなる。
図8は、図1ないし図3に描いたプロトタイプの装置を使用して好適なアルゴ
リズムで生成した女性の乳房の9個の画像を示す。
図9は、図1ないし図3に描いたプロトタイプの装置を使用して好適なアルゴ
リズムで生成した豚の腎臓の9個の画像を示す。
図10は、図1ないし図3に描いたプロトタイプの装置で生成した正常な女性
の乳房の9個のスライスの画像を示す。
図11は、図1ないし図3に描いたプロトタイプの装置で生成した包嚢のある
女性の乳房の9個のスライスの画像を示す。
図12は、図1ないし図3に描いたプロトタイプの装置で生成した豚の腎臓の
画像を示す。
図13は、種々の場所で如何にスライスが得られるかを示す胸像形成に使用さ
れる本発明の図解である。
図14は、腹部像形成のために利用される本発明の図解である。
図15は、生体組織検査針のために利用される本発明の適用例の図解である。
好適な実施例の詳細な説明
本発明は、複数の場所から離散的な周波数の音響波を媒体に当てて音響ホログ
ラムを作ると共に、この媒体から分散された音響波を表すデータを記録するため
のシステムを提供する。この記録されたデータから媒体の画像を計算するアルゴ
リズムが提供される。
A.装置類の記載
好適な実施例の一部の断面図及び画像形成の対象物の略図が図1に示してある
。この実施例では、半径ro=102mmの円の軌跡上に等間隔に配列された1
024個の音響式のトランスジューサ10すなわち10.1,...,10.1
024が存在している。このトランスジューサ10は、各々、音響波の送信器ま
たは受信器のいずれかとして機能することができ、そして、ここで(r,θ)(
または(X,Y))平面と呼ぶ平面に近似する薄いスライスに配置されている。
Z方
向はこの平面に直角である。音響波を半分通すと仮定された対象物9にトランス
ジューサ10が、外接している。この好適な実施例では、結合流体11は、トラ
ンスジューサ10と対象物9との間に音響波を有効に結合させるためにその円の
内側の残留体積(領域として示した)内に存在する。対象物9とこの残留体積内
の結合流体11は、今後、媒体12と称する。水と人間の組織とは、ほぼ等しい
音速及び密度を有しているので、水は、人間の組織の画像形成に好適な流体であ
る。他の画像形成の場合、結合流体11としては、画像形成の対象物9の平均密
度及び音速にほぼ等しい密度ρo及び音速coを有することが好ましい結合流体を
選択すべきである(塩水は、ときどき、人間の組織と使用するには、純水よりも
よい)。
本発明の好適な実施例では、各トランスジューサ10は,1MHzの中心周波
数、60%の帯域幅を有し、そして、互いに異なる時に音響波の受信器または送
信器として作動する。1MHz周波数のとき水中では、音響波は、λ0=1.5
mmで、人体の組織内ではほぼこの波長である。トランスジューサの相互の間隔
は,0.65mmであって、分散波頭の適当なサンプリングを行うために(すな
わち、エイリアシングを避けるため)λ0/2よりも幾分小さい。これにより、
取得したデータから独特な画像の構成が容易となる。この好適な実施例では、各
トランスジューサは、(r,θ)平面内においてダイポール放射パターンを有し
ている。このトランスジューサ10の垂直方向の高さは、12mmで、各トラン
スジューサは、約12mmのz方向の距離にわたってz方向にほぼ平行にされて
このトランスジューサから(r,θ)平面を伝搬するビームを発生する。従って
、得られた任意の画像がトランスジューサの高さ(すなわち、約12mmの厚さ
のスライス)にわたる分散情報の平均を表すと期待することができるように、こ
のトランスジューサの垂直方向の高さに大体等しい媒体をよぎる有効な厚さに音
響波を当てて音響ホログラムを作る。
本実験システムの略図は、図2に示してある。トランスジューサリング10は
、102mmの半径を持つ円に配列された1024個の音響式のトランスジュー
サ10.1,...,10.1024からなる。このトランスジューサリング1
0は、8分円1ないし8として示した8個の8分円に分割され、各々の8分円は
、
128個のトランスジューサを含んでいる。このトランスジューサリングには、
8個のマルチプレクサ70が結合され、この各々のマルチプレクサ70は、2チ
ャンネル64対1式の受信マルチプレクサ72、各々がこの受信マルチプレクサ
72の1チャネルに接続された二つの増幅器74、2チャネル64ピン式の送信
マルチプレクサ76、各々が、この2チャネル送信マルチプレクサの1チャ不ル
を駆動する二つの駆動器78、及び、アドレスレコーダユニット79からなって
いる。データは、各々が、16メガバイトのバッハメモリを有する8個の2チャ
ネルアナログ−デジタル変換器22により集められる。システムタイミングは、
プログラマブルタイミング/制御ユニット42と、位相同期式の任意波形発生器
26を駆動するプログラマブルマスタクロック28により達成される。システム
全体は、スーパーバイザ(管理)コンピュータ30により制御され、このスーパ
ーバイザコンピュータは、高分解能モニタ32、キーボード34、3ギガバイト
ハードドライブ38、及びイーサネットリンク31と関連づけられている。タイ
ミング命令は、命令インタプリタ50を介してトランスジューサマルチプレクサ
70に送られる。送信器信号は、送信バッハ52を介して任意波形発生器26に
より発生され、そして、トランスジューサマルチプレクサ70に送られる。
ここに記載の好適なシステムの個々の要素を次に詳細に記載する。
1)トランスジューサ
このシステムで使用されるトランスジューサ10は、圧電材料及び非圧電材料
の複合体で構成されている。各トランスジューサ10は,1MHzの中心周波数
、60%の帯域幅を有し、そして、互いに異なる時に音響波の受信器または送信
器として作動する。1MHz周波数のとき水中では、音響波は、λ0=1.5m
mで、人体の組織内ではほぼこの波長である。隣接のトランスジューサの中心線
相互の間隔は,分散波頭の適当なサンプリングを行うために(すなわち、エィリ
アシングを避けるため)水中ではλ0/2よりも幾分小さい。さらに、各トラン
スジューサの幅は、λ0/2より小さいので、各トランスジューサは、(r,θ
)平面内でダイポールアンテナパターンを有している。このことは、送信された
音響エネルギの相対振幅は、トランスジューサの正面に垂直なベクトルに関して
測定された
角度ΨのcosΨ関数に従うということを意味する。トランスジューサ10と結
合流体11との間には2つの音響インピーダンス整合用の層17が存在する。こ
れらの層17は、音響トランスジューサ10から結合流体11への音響エネルギ
の結合を助ける。更に、これらの層17は、トランスジューサ10の正面から媒
体12の内部へ反射されて戻る音響エネルギの量を最小にするのに役立つ。この
反射された音響エネルギは、それ自体、媒体12の最終画像内における画像的人
工物として現れる。トランスジューサの構成におけるいくつかの変形例を圧電材
料及び非圧電材料の複合体の代わりに利用することもできる。これらには、圧電
チタン酸ジルコネート(例えば、PZT5A)、圧電フィルム(PVDF)また
はコポリマで作られたトランスジューサがある。
2)送信器及び受信器のマルチプレクサ
送信器及び受信器のマルチプレクサとユニットは、なるべくなら、通信装置で
普通使用されるすぐ入手可能なマルチプレクサで作られることが好ましい。ここ
では、アナログ デバイス インク(Analog Device Inc.)
のADG506装置とCom−Linear CLC522装置を使用する。
3)アドレスデコーダ
このアドレスデコーダ79は、Altera Corporationにより
提供された型EP910プログラマブル論理装置である。このユニットは、マル
チプレクサ72、76を動作するようにプログラムされている。
4)命令インタプリタ
命令インタプリタ50は、プログラマブルタイミング/制御モジュール42か
ら命令を受けて、送信トランスジューサと受信トランスジューサの両方を作動さ
せるためにマルチプレクサ70におけるアドレスデコーダ79にこの命令を伝達
する。命令インタプリタ50については、Altera Corp.により供給
される型EP1810プログラマブル論理装置を使用する。
5)プログラマブルマスタクロック
プログラマブルマスタクロック28は、このシステムのための公知のクロック
周波数を正確に発生することができるコンピュータによりプログラム可能な発生
器である。この要素28は、このシステムの全ての要素を位相同期させる主時間
軸を発生するが、システムが、使用時にデータ収集アルゴリズムについて初期化
される時に設定される。このプログラマブルなマスタークロック28は、Wav
eTek Corporationにより供給されるモデルNo.1391のV
XIモジュールである。
6)プログラマブルタイミング/制御モジュール
プログラマブルタイミング/制御モジュール42は、Advance Mic
ro Devices CorporationのIDT2910マイクロシー
ケンサの近くに形成されている。このプログラマブルタイミング/制御モジール
42は、プログラマブルマスタクロック28によりクロッキング制御されるプロ
グラマブルビットスライスマイクロシーケンサ兼マイクロ命令RAMで作られて
いる。この装置は、各連続クロックサイクルで独特なビットパタンを発生するよ
うに設計されている。それは、上記マルチプレクサを初期化し、上記命令インタ
プリタを制御し、サンプルクロックをアナログデジタル変換器22に発生し、上
記任意波形発生器をトリガし、及び、データ収集を可能にするために使用される
。このプログラマブルタイミング/制御モジール42は、上記時間軸発生器に同
期されるので、これらの機能の全ては、位相同期動作である。このモジール42
は、以下に記載するスーパヴァイザ30のVMEバスシャーシとのインタフェー
スとして設計されている。
7)任意波形発生器
この任意波形発生器26は、種々のデータ取得方法に必要な種々の任意のアナ
ログ出力波形を発生することができる位相同期形コンピュータプログラマブル発
生器である。それは、トランスジューサ10を介して媒体12に送信される波形
を合成するために使用される。それは、プログラマブルマスタクロック28に位
相同期され、そして、プログラマブルタイミング/制御モジール42によりトリ
ガされるので、この送信された波形は、データ収集シーケンスに位相同期される
。この任意の波形発生器26は、Wavetek Corporationによ
り供給される形番号1395のVXIモジールである。
8)アナログデジタル変換器
アナログデジタル変換器22の設計は,Signal Processing
Technologiesにより供給される型SPT7922 12ビット、
30MHzアナログデジタル変換器を中心として行われている。各チャネルは、
8メガバイトの局部バッハメモリを有している。アナログデジタル変換器22は
、受信マルチプレクサ72を介して受信されたアナログデータを集め、そして、
一時的にこのデータをデジタルバッハメモリに記憶するようにプログラムされて
いる。この好適なシステムは128メガバイトのデータを記憶する容量を有する
16チャネルのアナログデジタル変換部を有してる。
9)コンピュータスーパヴァイザ
画形成装置の制御全体は、コンピュータスーパヴァイザ30により行われる。
このコンピュータスーパヴァイザ30は、システムを初期化し、タイミングおよ
び制御アルゴリズムをコンパイル及びダウンロードし、試験機能を実行し、生の
データを集め、そして、最終画像を発生するデータ編集整理アルゴリズムを実行
するために使用される。この装置に対するインターフェースは、キーボード34
とモニタ32により提供される。3ギガバイトのハードドライブ38がデータ記
憶用に提供されている。イーサネットリンク31は、この装置から設けられて続
くオフライン処理及び整理編集のためのデータ及びアルゴリズムのダウンロード
またはアップロードを行う。スーパヴァイザ30は,インテル80486コンピ
ュータファミリに基づくRadisys Corporationからの一連の
基盤レベル製品とZortech Corporationにより提供されたコ
ンパイラである。
10)重要な要素
本発明者及び共同作業者により構成されたプロトタイプようの装置で得られた
画像は、図8ないし図11に再生されている。これらの画像及びこれらの画像を
得るために使用した特定のアルゴリズムは、本特許の続く部分で詳細に述べられ
ている。本出願人は、これらの画像は、かって音響装置で得られた断然最良の断
層写真画像であると信ずる。
従来技術に対して以上の改良をもたらした本システムの主な原理は、次のハー
ドウエアの要素の組み合わせである:
1.対象物を包囲する円にほぼλ/2(ここでこのλは、媒体12における音
響波長である)よりもほぼ小さい距離離して配置された多数のトランスジューサ
、
2.(3MHzないし10MHzの範囲内の周波数で従来技術で使用された音
響波長に比較して)入射音響波の同位相波面に対し歪が大いに減少されて女性の
乳房のような人間の組織をこの音響波が横断することができる100kHzと1
.5MHzとの間の種々の音響周波数。この好適な実施例における音響周波数は
、再構成アルゴリズムが取得データから最終の画像を更に正確に計算することが
できる程充分低い。しかし、この音響周波数は、最終画像における充分な空間分
解能を提供することができるように充分高い。また、100kHzないし1.5
MHzの範囲の音響周波数の使用により入射音響波の減衰量が最小になり、かく
して、組織の大きな部分の単一の大きなフォーマット画像の発生が可能となる。
3.各受信器トランスジューサにおける各離散的周波数毎の音響波の位相及び
振幅の正確な測定を可能にする媒体12の離散周波数の定常状態での音響波を当
てての音響ホログラムの作成。
4.画像を計算することができるデータのマドリクスを開発するために非常に
大量の音響データを迅速に記録し記憶することが可能。
5.音響データの発生及び収集の全ての態様を位相同期するための電子システ
ム。
B.データ取得プロセスの記載
データ取得プロセスは、各トランスジューサ10.j(j=1,...,N)
に連続波単一周波数の音(周波数ω1)の送信器として順次動作させ、残りのト
ランスジューサ10.k(k=1,...,N;kNj)によって分散波の引き
続く受信を行うことを意味する。取得情報は、音響波の適用による音響ホログラ
ムの作成周波数ωα(ωαのうちの「α」は下付き1/4角文字とする。以下同
じ。)で取得されたデータについてmjk(ωα)(j,k=1,...,N)と
呼ぶ(N−1)2個の係数を持つNxN複素マトリックスの形をしている。(N
−1)2=10232個の係数mjk(ωα)(j,k=1,...,N;jNk)
は、次の例で記載するように集めてもよい。
女性の乳房のような画像形成対象9は、トランスジューサリング10の内部に
置かれる。結合流体11は、対象9とトランスジューサリング10との間に配置
されている。キーボード34からのオペレータ信号で、このシステムの個々の要
素は、コンピュータスーパヴァイザ30により初期化される。オペレータは、取
得シーケンスを開始するためにプログラマブルタイミング及ぶ制御モジール42
に命令を発する。タイミング/制御モジール42は、一連の命令を命令インタプ
リタ50に送り、送信器及び受信器のマルチプレクサ60のリセットを行ってそ
れぞれの初期状態に戻す。
任意波形発生器26は、次に、トリガされて、送信マルチプレクサ76を介し
て第一の送信器10.1に単一周波数(ω1=687kHz)の正弦波音響信号
を媒体12に対して放送させる。この送信された音響波は、媒体12の非均質物
により分散され、そして、他のN−1個のトランスジューサ10.2,...,
10.1024に当たり、これらのトランスジューサは、これらの音響信号を単
一周波数の電気信号に変換する。この装置の直径2roを横切る音響波の伝ぱん
時間の2倍に相当する時間T=270ミリ秒の後に、各トランスジューサの音響
信号は、定状状態に達している。このとき、各トランスジューサ10.2ないし
10.1024からの電気信号は、受信マルチプレクサ72を介して8個の2チ
ャネル
アナログデジタル変換器22に送られる。各トランスジューサ10毎の正確なデ
ータ取得プロセスは、次の如く進行する。スーパヴァイザ30は、プログラマブ
ルタイミング/制御モジール42に命令を与えて各トランスジューサ10.2な
いし10.1024からの4個の直角位相(quadrature)測定を行わ
せる。A,B,C,Dと示したこれら4個の測定値は、任意波形発生器26から
の信号に位相同期した1音響期間中における4個の短い等しく離れた区間におけ
るトランスジューサの電圧出力の測定値である。例えば、入力周波数が1MHz
(1周期が1x10-6秒)の場合、サンプルは、0.25x10-6秒間隔で取ら
れる。複素振幅の実部は、測定値Dから測定値Bを引き算することにより決定さ
れ、そして、虚部は、測定値Cから測定値Aを引き算することによって決定され
る。各トランスジューサにおけるこの計算された複素振幅は、10.1からの入
力信号に比較して各トランスジューサ10.2ないし10.1024における音
響波の位相振幅情報を有している。このデータは、一時的に、アナロクデジタル
変換器ユニット22のバッハメモリユニットに記憶される。
このシステムは、信号がトランスジューサ10から平行して記録されるように
8個の2チャネルアナログデジタル変換器を有している。16個のトランスジュ
ーサ10.2,10.66,10.129,...,10.961からの最初の
信号は同時に記録される。この16個の変換器10.2,10.66,10.1
29,...,10.961からのデータの取得後、受信マルチプレクサ72は
、16個のトランスジューサ10.3,10.67,10.130,...,1
0.962からの信号をアナログデジタル変換器22に送り、このアナログデジ
タル変換器22は、これらのトランスジューサからデータを取得する。この取得
プロセスは、各アナログデジタル変換器22が64個のトランスジューサ10か
らデータを取得するまで続く。この取得プロセスは、信号が定状状態に達するた
めに270ミリ秒を要し、各アナログデジタル変換器22が64個のトランスジ
ューサ10からサンプルを得るために512ミリ秒を要する。送信トランスジュ
ーサ10.1に相対的な各受信トランスジューサ10.2,...,10.10
24の位相及び振幅を表すデジタル値は、N−1(すなわち1023)個の複素
係数mjk(ω1)(j=1;k=2,...,1024)としてアナログデジタ
ル変換
器22のバッハメモリ内に記録される。このデータ収集過程は、今や、音響エネ
ルギの送信器として動作するトランスジューサ10.2に対してω1=687k
Hzの電気信号を送ることによって続行する。このシステムが定状状態に達する
に必要な別の時間T=270ミリ秒の後、1023個の複素係数mjk(j=2;
k=1,3,...,1024)を収集するために上記のようにトランスジュー
サ10.1,10.3,...,10.1024から電気信号が順次測定される
。この測定過程は、各トランスジューサ10.1,...,10.1024が音
響波の送信器として動作するまで続行する。その送信器として動作した時点で、
複素係数mjk(ω1)(j,k=1,...,N:jNk)を表す完全な一組の
データは、周波数ω1=687kHzについて記録されている。単一の音響周波
数での完全な一組のデータは、約1秒で得られる。好適な実施例では、前の測定
過程全体は、687kHzから1.250MHzまで62.5kHzの間隔で離
れた10個の離散周波数ωα(α=1,2,...,10)の各々における別々
のmjk(ωα)を獲得するために、10回繰り返される。
最初に本装置の校正をするために、対象物9のない(結合流体11のみの)媒
体12から完全な一組のデータを取得する。このデータは、章D.1に記載した
ようにトランスジューサの校正に使用されるだけとなる。対象物9は除去され、
そして、687kHzから1.250MHzまで62.5kHzの間隔で離れた
10個の離散周波数ωα(α=1,2,...,10)の各々において、対象物
=1,...,N;j≠k)を取得するために前節で記載した測定過程全体が繰
り返される。
C.取得データからの画像の計算
媒体12について獲得されたデータmjk(ωα)(j,k=1,...,N;
α=1,2,...,10)は、媒体の音速c(r,θ)及び減衰係数μ(r,
θ)により独特に決定される。本目的は、媒体12の12mm厚のスライスの画
像をデジタルコンピュータで数学的に計算するためにこの一組のデータmjk(ω
α)を使用することである。この画像は、媒体12の12mm厚のスラ
イスにわたる全ての場所(r,θ)での複素分散ポテンシャルS(α)(r,θ
){S(α)のうちの「(α)」は、上付き1/4角文字とする。以下、同じ。
}の近似計算に基づく(図1参照)。
好適な実施例では、各周波数ωαにおける取得データmjk(ωα)から媒体1
2の画像を計算する。S(α)(r,θ)として定義されたこの画像は、媒体1
2の二次元マップである。第三次元は、トランスジューサ10の垂直方向の範囲
にわたり平均化される。
S(α)(r,θ)のアルゴリズムは、ヘルムホルツの方程式としての次の公
知の音響波方程式から得られる:
ここで、f(r,θ)=ρ(r,θ)/ρ(r,θ)1/2は、周波数ωαにお
ける単一周波数の音響圧力波f(r,θ)=ρ(r,θ)を表す。
ρ(r,θ)は、媒体における密度分布
S(r,θ)=k2(r,θ)−ko−ρ(r,θ)1/2▽ρ(r,θ)-1/2は
、媒体の複素分散ポテンシャル
ωα=音響波の角周波数
ko=ωα/co
co=結合流体11における音速
k(r,θ)=ωα2/c2(r,θ)−iωN(r,θ)]1/2は、空間的に
変化する音速c(r,θ)を考慮した複素波形ベクトルで、媒体12の粘性加熱
とトランスジューサ10の視野からの音響エネルギの回折を考慮した音響エネル
ギ損失項N(r,θ)を含んでいる。
(ro,θjにおける)音響トランスジューサ10.jによる媒体12の単一周
波数での(音響波による)音響ホログラム作成(ωα)による(ro,θkにおけ
る)トランスジューサ10.kにおけるf(ro,θk)に関する方程式(1)の
解は、以下を含む二次元積分方程式の項で表現することができる:
(i)複素分散ポテンシャルS(α)(r,θ)、
(ii)トランスジューサ(io,θj)と(io,θk)の位置、及び
(iii)要約されたHankel(H)関数及びBessel(J)関数。
その解は、
項f(α)(ro,θk){f(α)のうちの「(α)」は、上付き1/4角文
字とする。以下、同じ。}は、トランスジューサ10.jの位置で生じる圧力波
に相対的な関する振幅及び位相に関して表現されたトランスジューサ10.kの
位置における圧力波(周波数ωα)を表す。これは、章Bで記載した取得データ
mjk(ωα)に正確に等価である。従って、
それ故、等式(2)は、次の如く書くことができる:
ここで、
S(α)(r,θ)は、周波数ωαで得られたデータから決定される媒体12
の複素画像である。それは、(r,θ)平面で媒体12を介する12mm厚のス
ライス内における(1024)2(r,θ)個の点における音響分散ポテンシャ
ルを表す二次元マトリックスである。S(α)(r,θ)の(1024)2個の
複素数値の各々は、実成分と虚成分を有している。
H'm(koro)は、送信器トランスジューサ10.jのアンテナパターンを表
すHankel関数の一次導関数であり、この好適な実施例で使用されるダイポ
ールトランスジューサのための正しい数学的表現である。Hankel関数は、
例えば、Abramowitz及びStegunによる”The Poketb
ook of Mathematical Functions”、Chapt
er 9、Verlag Harri Deutach 1984に記載され、
要約されている。どの任意のトランスジューサのアンテナパターンも、単極子、
双極子、4極子等のアンテナパターンの重み付けの和としてモデル化することが
できる。これらのアンテナパターンは、例えば、”Classical Ele
ctrodynamics”、J.D.Jackson,Chatter 16
,I.Wiley and Sons,New York,1962に記載され
ている。
H'n(koro)は、受信器トランスジューサ10.kのアンテナパターンを表
すHankel関数の1次導関数である。この好適な実施例で使用されるダイポ
ールトランスジューサについては、その機能は、送信器トランスジューサの場合
と同じである。
Jm(kor)及びJn(kor)とは、要約されたBessl関数値に基づく(
r,θ)平面内における全ての値rについて決定されたBessel関数である
。
式(4)は、測定された音響データmjk(ωα)に関してS(α)(r,θ)
を与える次の形状に適当な数学的操作により変換することができる:
D.画像の形成
この実施例においてS(α)(r,θ)画像を生成する全過程は、式(7)に
関してここに記載する。
ステップ(1)。第一のステップは、トランスジューサを校正することである
。これは、媒体12が結合流体11のみであるように対象9を除去して10個の
離散周波数ωα(α=1、2、...、10)の各々で章Bで記載したように一
組
ることによって行われる。(周波数は、687kHzと1、250kHzとの間
で62.5kHzの間隔で離散している。)校正ファクタは、この章のステップ
2ないし9により与えられるように水浴のみのデータが処理されるときに一様な
グレイスケール画像を生じさせるためにコンピュータに重み付けファクタの作成
を要求することによって決定される。追加の校正ファクタは、トランスジューサ
の周波数依存性を除去し、且つ、水浴の各複素グレイスケール画像を大規模に調
整して各離散周波数ωαにおいて同一の画像を提供するように決定される。これ
らの校正ファクタは、10個の離散周波数ωα(α=1,2,...,10)の
各々毎に別個の1024x1024校正マトリクスとして記憶される。これらの
校正マトリクスは、コンピュータ72のメモリに記憶される。
ステップ(2)。媒体12のmjk(ωα)を表すデータは、687kHzと1
、250kHzとの間に等間隔に離間された10個の周波数の各々毎に章Bで記
載したように取得される。各周波数ωα毎に、mjk(ωα)は、位相及び振幅の
データよりなる1024x1024複素マトリクスである。
ステップ(3)。各離散周波数ωαについて、コンピュータ72は、校正され
たmjk(ωα)データを提供するために、本章のステップ(1)で決定された校
正マトリクスをmjk(ωα)に乗算する。
ステップ(4)。この校正したmjk(ωα)データを用いて、コンピュータ7
2は、各周波数ωα毎に次の量を計算する。
この操作は、校正された複素マトリクスmjk(ωα)の1次(fast)迅速フー
リエ変換を構成する。このフーリエ変換の結果、各周波数ωα毎の校正mjk(ω
α)は、方位モード番号pとqにより指定された方位モード値に依存する方位モ
ード空間における1024x1024マトリクスの形をしている。
ステップ(5)。次に、各トランスジューサ10毎にアンテナパターンH'p(
koro)とH'q(koro)を計算する。これには、方位モード番号p,q=−5
12ないし512に関するHankel関数の一次導関数微分の要約が係わる。
これらの値は、コンピュータ72のメモリに記憶される。
ステッブ(6)。このステップでは、次の量を計算するために周波数ωαにお
ける各送信器−受信器の組み合わせ毎に且つ各モードの組み合わせ(p,q)毎
にステップ(5)で計算されたアンテナパターンの積でステップ(4)で決定さ
れた量を単に割算する:
ステップ(7)。次に、1024x1024マトリックスである各点rとθに
おける重み付け関数Jp(kor)Jq(kor)e-iθ(p+q)を計算する。JpとJq
は、コンピュータ72のメモリに記憶されたBessel関数テーブルから決
定される。
ステップ(8)。次に、ステップ(7)で計算された重み付け関数を、ステッ
プ(6)で計算された量に乗算し、そして、方位モードpとqにわたり加算して
次の量を得る:
このステップは、媒体12の各点(r,θ)で行われる。このステッブの結果は
、S(α)conv(r,θ)である。これは、S(α)(r,θ)の画像であるが
、これは、S(α)(r,θ)の平滑像を表す[Jo(kor)]2と合成される
。更に正確な画像を得るためには、S(α)conv(r,θ)から量[Jo(kor
)]2を分離する必要がある。
ステップ(9)。合成(convolution)法及び分離(decomv
olution)法は、標準的な数学的計算であって、例えば”Descret
e−Time Signal Processing”、pg.58、by O
ppenheim and Schafer,Prentice−Hall(1
989)に記載されている。二つの空間関数の合成及び分離は、空間領域または
フーリエ波ベクトル領域で計算することができる。この好適な実施例は、フーリ
エ波ベクトル領域における合成及び分離を計算することができる。しかし、当業
者は、これらの合成及び分離は、空間領域で容易に行うことができると云うこと
を認識するであろう。[Jo(kor)]2のフーリエ変換は、
1/π・1/k・1/(4ko−k)1/2である。
従って、次の如く画像S(α)(r,θ)を計算するためにS(α)conv(r,
θ)から[Jo(kor)]2を分離する:
式(11)を使用して、媒体12の各周波数ωαにおける画像S(α)(r,
θ)を生成することができる。デジタルコンピュータのモニタに画像を示すため
に、コンピュータ72は、極座標(r,θ)からカルテシアン座標(x,y)に
変換してS(α)(x,y)を生じるようにプログラムされている。S(α)(
x,y)の各々は、値のマトリクスである。このマトリクスの各値は、二つの数
、すなわち、この値の実部分を表す第一の数と、この値の虚部分を表す第二の数
を含んでいる。
これらの数の大きさは、格子画素(x,y)においてコンピュータモニタ上の
グレイスケールとして表すことができる。(この数が大きくなるに従って、画素
は、更に白くなり或いはこの逆も成り立つ。)これがなされると、各周波数毎の
二つの別々の画像、即ち、Sの値の実部分から一つと、Sの虚部分から一つが得
られる。
E.単一周波数画像の組み合わせ
離散周波数ωαでのS(α)(r,θ)の値は、媒体12の良好な画像を生成
する。媒体12の音速と減衰係数がほぼ周波数と無関係である、例えば687k
Hzないし1.25MHzのような特定の周波数範囲にわたって、互いに異なる
周波数ωαで取得されたS(α)(r,θ)の画像は、理想的には、周波数ωα
とは独立に媒体12の同一画像を提供するものとなるべきであろう。しかし、こ
の画像は、受信器トランスジューサ10.kの正面から及び媒体12内の多数の
分散事象からの音響エネルギの反射分で生じる周波数依存の人工事象により複雑
化することがある。互いに異なる周波数ωαで再構成されたS(α)(r,θ)
像を組み合わせると、画像的人工物が減少され、そして、画像の品質が改良され
る。次の記載は、互いに異なる周波数ωαで構成された単一周波数画像S(α)
(r,θ)を組み合わせる7つの好適な方法を中心に扱う。
互いに異なる周波数ωαで形成された像S(α)(r,θ)を組み合わせるた
分かった:
を計算し、次に、kで割算し、そして、その結果の逆FFTを計算することによ
って計算される。
1)複素画像S(α)(r,θ)の和
取得したデータnjk(ωα)から、章Dのステップ(1)ないし(9)で与え
られたように、各周波数ωα(α=1,2,...,10)におけるS(α)(
r,θ)の別々の画像を再構成する。次に、これらの複合画像を加算して次を生
成する:
次にカルテシアン座標(z,y)に変換して、各単一周波数の画像S(α)(r
,θ)よりも画像的人工物が少なく、更に清澄性が高い画像Stotal(r,θ)
を生成する。
2)S(α)(r,θ)画像の大きさの和
取得したデータmjk(ωα)から、章Dのステップ(1)ないし(9)で与え
られたように、各周波数ωα(α=1,2,...,10)におけるS(α)(
r,θ)の別々の画像を再構成する。これらの複素画像の大きさをS(α)(r
,θ)=[S(α)(r,θ)S(α)*(r,θ)]1/2(S(α)*(r,θ
)は、S(α)(r,θ)の共役複素数である)。次に、これらの画像の大きさ
を加算して次を生成する:
また、カルテシアン座標に変換して、各画像S(α)(r,θ)よりも人工物
が少なく更に清澄性が高い画像Stotal(r,θ)を生成する。
3)S(α)(r,θ)画像から計算された音速マップ及び減衰マップ
媒体12の音速マップ及び減衰マップは、次の如くS(α)(r,θ)から計
算することができる:
ステップ(1)。取得したデータmjk(ωα)から、章Dのステップ(1)な
いし(9)で与えられたように、各周波数ωα(α=1,2,...,10)
(r,θ)を式(12)に与えたように、各周波数ωαで計算する。
ステップ(2)。コンピュータ72は、次の関数を計算する:
媒体12の各点(r,θ)ごとに、P(r,θ,τ)は、点(r,θ)に収束
された合成音響パルスP(τ)をあらわす。
ステップ(3)。媒体12の各点(r,θ)ごとに、P(τ)は、τmaxと呼
ぶτの値での最大値Pmaxを有している。コンピュータ72は、各点(r,θ)
毎に、Pmax(r,θ)を求め、且つ、τmax(r,θ)の値を決定するするよう
にプログラムされている。
ステップ(4)。コンピュータ72は、次の計算により媒体12の音速マップ
c(r,θ)を作る:
ステップ(5)。コンピュータ72は、次に、次の計算により媒体12の減衰
マップN(r,θ)を生じる:
式(16)において、roは、トランスジューサリングの半径であり、coは結
合流体11の音速である(17)
式(17)において、μoは、結合流体11の減衰係数である。これらのc(
r,θ)とN(r,θ)の値は、rとθの1024x1024マトリクスである
。これらは、カルテンアン座標(x,y)に変換されて、グレイスケール値とし
て描かれたcとNの値でコンピュータスクリーンに表示される。
4)S(α)(r,θ)から計算された精製の音速マップ及び減衰マップ
式(15)ないし(17)で計算された音速c(r,θ)マップと減衰N(r
,θ)マップは、媒体12の適切な画像を表す。この章は、媒体12の更に正確
な画像を表す単一周波数の画像S(α)(r,θ)からc(r,θ)とN(r,
θ)の精製計算を記載する。
ステップ(1)。取得したデータmjk(ωα)から、章Dのステップ(1)な
いし(9)で与えられたように、各周波数ωα(α=1,2,...,10)に
θ)を式(12)に与えたように、各周波数ωαで計算する。
ステップ(2)。次に、次の如く各周波数ωα(α−1,2,...,10)
q+!qへの音響エネルギの結合を表す。
ステップ(3)。コンピュータ72は、次に、次の式(19)を計算する:
!p=−6ないし+6、!q=0;!p−0,!q=−6ないし+6;及び!
p=−6ないし+6、!q=−6ないし+6の和を用いて優れた結果を得た。!
pと!qの他の組み合わせも使用することができよう。
媒体12の各点(r,θ)ごとに、Pcorr(r,θ,τ)は、点(r,θ)に
収束された合成音響パルスPcorr(τ)を表す。Pcorr(r,θ,τ)は、式(
15)で与えられた関数P(r,θ,τ)の精製表現である。
ステップ(4)。媒体12の各点(r,θ)ごとに、Pcorr(τ)は、τmax
と呼ぶτの値において最大値Pmaxを有する。コンピュータ72は、各点(r
,θ)ごとにPmax(r,θ)を得て、P(r,θ,τ)の代わりにPcorr(r
,θ,τ)を使用する点を除き章E.3のステップ(3)で行ったようにτmax
(r,θ)の値を決定するようにプログラムされている。
ステップ(5)。τmax(r,θ)とPmax(r,θ)の精製値を用いて、次に
、式(16)と(17)で行ったように音速c(r,θ)と減衰N(r,θ)を
計
算する。
5)位相ずれを訂正したS(α)(r,θ)画像の和
章Fのステップ(1)ないし(9)で与えたように再構成された複素画像S(
α)(r,θ)は、媒体12の適切な画像を表す。これらの画像の複素位相は、
章Dのステップ(1)ないし(9)で与えたように再構成アルコリズムの限界の
ため各点(r,θ)において歪むことがある。この章は、画像S(α)(r,θ
)における位相ずれの訂正方法と、画像的人工物を減少させるためにこれらの画
像の組み合わせを記載する。
ステップ(1)。取得したデータmjk(ωα)から、章Dのステップ(1)な
いし(9)で与えられたように、各周波数ωα(α=1,2,...,10)に
おけるS(α)(r,θ)の別々の画像を再構成する。式(12)に与えたよう
ステップ(2)。次に章E.3または章E.4で与えられた方法により記載さ
れたようにマップτmax(r,θ)を計算する。
算する:
ステップ(4)。最終画像Stotal(r,θ)は、次の計算により決定される
:
この画像は、媒体12の高空間周波数成分(即ち、こまかな詳細)のみを示す。
これらのこまかな詳細は、媒体12内における音速での鋭い縁部(sharp edges
)または不連続部分と、音響波長に匹敵する規模サイズの小さな対象をも含む。
6)複合画像
章E.5で計算された画像Stotal(r,θ)は、媒体12の更に正確な表現
である複合マップScomp(r,θ)を提供するようにマップτmax(r,θ)と
組み合わすことができる。Scomp(r,θ)画像は、媒体12の高空間周波数成
分と低空間周波数成分の両方を含んでいる。
ステップ(1)。コンピュータ72は、章E.3またはE.4で与えられた方
(r,θ)を計算する。
ステップ(2)。コンピュータ72は、次に、次の式を計算する:
式(22)において,Inは、自然対数を示し、△ωは、周波数ωα(この好適
な実施例では、△ω=62.5kHz)どうしの間の間隙である。
ステップ(3)。コンピュータ72は、次に、Scompを次の如く計算する:
コンピュータ72は、次に、Scomp(r,θ)をカーテシアン座標(x,y)
に変換して、コンピュータモニタに表示する。
7)S(α)(r,θ)から計算された更に精製の音速マップ
本章は,E.3とE.4で計算された音速マップc(r,θ)の精度を更に改
善する方法を記載する。章E.3とE.4では、各点(r,θ)においてパルス
P(τ)が最大値Pmaxを有する値τとして移動時間τmax(r,θ)を計算し、
そして、この情報から音速マップを得る。この章では、パルスP(τ)に含まれ
るパワの平均到着時間としての移動時間τav(r,θ)を計算する。このマップ
τav(r,θ)は、次に、使用されて媒体12の音速c(r,θ)の精製マップ
を計算する。
ステップ(1)。コンピュータ72は、次の量を計算する:
は、共役複素数を示す。この好適な実施例は、1)!p=−6ないし+6;!q
=0;2)!p=0,!q=−6+6;または3)!p=−6+6,!q=−6
ないし+6の和を有する。△pと△qの他の組み合わせも使用することができよ
う。
ステップ(2)。コンピュータ72は、次の計算により媒体12の平均移動時
間τav(r,θ)画像を計算する:
ステップ(3)。コンピュータ72は、次に、次の計算により媒体12の音速
画像c(r,θ)を計算する:
ステップ(4)。コンピュータ72は、次に、次の計算により媒体12の減衰
画像μ(r,θ)を作成する:
F.コンピュータシィミュレーション
アルゴリズムをチェックするためにコンピュータシィミュレーションを作成し
た。コンピュータ以外の如何なるハードウエアもこれらの再構成には使用されな
かった。図4ないし図7は、動作する本プロトタイプシステムと同一のトランス
ジューサ構成を用いて、1MHzでシィミュレートしたデータから再構成した画
像を示す。図3に示したシィミュレートした対象は、周囲の結合流体より5%大
きい音速を有する均質な材料よりなるの3インチの直径の円筒体である。対象物
における二つの1センチ直径の空洞は、この対象物を囲む結合流体3と同一の音
速を有している。この対象物と結合流体の減衰係数は、0に等しい(即ち減衰無
し)。画像は、次の方法により作成された。即ち、図4は、章Dで記載したよう
に、単一周波数再構成物の実(右)成分と虚(左)成分を示す。図5は、章E.
4で記載したように、音速画像及び減衰画像を示す。図6は、章E.5に記載し
たように、位相ずれについて訂正され、且つ、加算された10個の単一周波数の
再構成物の実(右)成分と虚(左)成分を示す。図6は、章E.6に記載した複
合画像を示す。
G.実像
図8ないし図12は、章Aないし章Dに記載したプロトタイプ装、置を使用し
て得られた実像を示す。図8は、女性の乳房の1.2cmのスライスの9個の画
像を示す。取得したデータは、全部で9個の画像について同一であり、再構成方
法は、各画像毎に異なっている。上部の左の隅から始まって左から右へ進むと、
画像は、(1)単一周波数画像の実成分(章D)、2)単一周波数画像の虚成分
(章D)、3)加算された5個の単一周波数画像の大きさ(章E.1)、4)位
相ずれについて訂正された単一周波数画像の実成分(章E.5)、5)位相ずれ
について訂正された単一周波数画像の虚成分(章E.5)、6)位相ずれについ
て各々が訂正された5個の単一周波数画像の大きさ(章E.5)、7)音速画像
(章E.7)、8)減衰画像(章E.7)及び9)音速画像及び減衰画像の平方
の和の平方根(章E.7)である。図9は、章AないしBで記載したプロトタイ
プの装置を使用して得ら得られ、そして、図8について説明した方法で再構成さ
れた切除になる豚の腎臓の9個の画像を示す。
図10は、図12に関して章Aないし章Bで記載したプロトタイプの装置で得
られた女性の乳房の9個の画像を示す。この女性は、テーブルの上にうつ伏せで
顔を下向きにして8インチの孔を通してトランスジューサアセンブリ80を含む
水浴の中に彼女の左乳房を置いている。この9個の画像は、図10の上部の左隅
で始まって、1cmのステップで女性の胸壁に接近したその乳房86の領域から
その乳房の乳首までトランスジューサアセンブリ80を順次移動させることによ
って得られた。この画像は、各々が、章E.5で記載したように位相ずれについ
て訂正された5個の単一周波数画像の和の大きさである。図11は、流体充填の
大きな包嚢が存在する別の女性の乳房についての同様な画像を示す。
図12は、章AないしBで記載したプロトタイプの装置を使用し、そして、章
E.1で記載した方法にに従って再構成された切除になる豚の腎臓の画像を示す
。
H.生体組織検査針の案内
本発明は、例えば、女性の乳房のような人体の組織のある量内に挿入されたと
きの生体組織検査針の監視のために使用することができる。図15は、この目的
のための本発明の実例を示す。トランスジューサリング91から乳房90への音
響エネルギの結合は、この乳房に従う流体充填嚢の使用で達成してもよい。乳房
の数個のスライスの断層写真画像は、この生体組織検査の場所を突き止めるため
に図10におけるように作られる。生体検査されるべき乳房のある量は、これら
の断層写真の画像から決定される。コンピュータは、この断層写真の画像を解析
して、生体検査針93の先端が何処に配置されるべきかを決定する。コンピュー
タは、次に、所定の場所までこの生体検査針93を案内する。別の一組の断層写
真画像は、適所にあるこの生体検査針で得て生体検査針の先端の位置を確認する
ことができる。
I.温度分布の画像
本発明は、媒体12の温度変化を測定するための装置及び方法を提供する。こ
れは、人体の組織の温度変化がこの組織の音速の変化をもたらすという事実によ
って達成される。局部的に加熱された人体の組織の音速は、次のごとく表現する
ことができる:
c(r、θ){加熱された}=c(r、θ)
+△T(r,θ)[d/dTc(r,θ)]
(26)
ここで、△T(r,θ)は、組織の局部加熱から生じる温度分布であり、c(r
、θ)は、周囲の人体温度での人体組織の音速マップであり、そして、d/dT
c(r,θ)は、温度に関する音速の微分変化である。例えば、37℃での人体
の肝臓の組織では、c(r)θ)=1596m/secで、d/dTc(r,θ
)=0.96m/(sec−℃)ある。レーザ、または、マイクロ波の加熱によ
る肝臓の局部加熱に原因する△T=5℃温度変化は、[c(r,θ)-1]△T(
r,θ)][d/dTc(r,θ)]=0.3%の音速変化をもたらすであろう
。
章AないしFで方法で規定したように、本発明は、組織のある量を局部的に加
熱し、次に、この組織の音速を直接画像に形成することによって組み合わせにな
る音速と温度の画像を生成するために使用することができる。あるいはまた、こ
の組織のある量の局部加熱、及び、次の温度分布の画像の作成のために2つの画
像の引き算または割り算の前後に組織の音速画像を作ることもできる。
J.他の実施例
この実施例は、周期的な時間変化信号が媒体内へ順次各トランスジューサから
送られる周期的な広帯域の音響ホログラム作成信号の使用に係わる。この信号は
、1MHzの中心周波数、600kHzの周波数帯域幅を有し、そして、16ミ
リ秒ごとに繰り返される。この信号のフーリエ変換は、687kHzから1.2
5
MHzまでの間に62.5kHzの間隔で等しく離間した10個の離散周波数の
組み合わせからなる。この離散周波数の成分の相対的な音響信号強度は、この周
波数範囲にわたりほぼ一様である。この離散周波数成分の相対位相は、周期的な
時間変化信号のほぼ平坦な時間応答を提供するために不規則にされている。トラ
ンスジューサリングの直径にわたる音響移動時間の2倍であるほぼ270ミリ秒
の後に、この広帯域信号は、定常状態に達する。この時間の後、各受信器は、1
6マイクロ秒ごとに繰り返される時間変化信号に遭遇する。4MHzデータ速度
で16ミリ秒の間、各受信器からデータが取得されて記憶される。この取得方法
は、音の送信器として作動する各トランスジューサで繰り返される。この時間変
化の受信器信号のフーリエ変換は、多周波数データに対して62.5kHz(1
/(16ミリ秒))の周波数分解能を与える。このデータの組は、650kHz
から1.25MHzまで62.5kHzずつ離間した10個の離散周波数で10
個の別々のデータの組が取得される章C,Dで記載した取得方法により得られた
データに匹敵する。しかし、取得時間全体は、広帯域取得方法で3秒まで減少さ
れる。
本発明の他の実施例は、また、トランスジューサアレーの幾何学的配置構造を
も有している。これらの他の実施例は、例えば、腹部、女性の乳房、頭蓋空洞、
首、腕、及び大腿を含む人体の種々の部分または他の非人間的な主題に対する音
響波の結合を容易にするに適切なものであろう。人間の患者の腹部領域の画像を
作るように設計された実施例は、図4に示してある。乳房x線撮影法の検査を行
う装置は、図13に示して有る。この実施例では、1024個のトランスジュー
サ80よりなるリングは、女性の乳房86の完全な走査が得られるように、水槽
84を包囲する油槽82の中で垂直方向に移動可能である。これらの画像は、図
10に示したように、別々に見ることができ、あるいは、乳房の3次元画像を表
示するためにコンピュータ内で結合することもできる。他の実施例は、腕及び脚
の動脈及び静脈の画像を作るための同様な装置を有する。また、他の実施例は、
円の軌跡上に存在しない音響式のトランスジューサよりなるリング、画像形成対
象の媒体を完全には包囲しないトランスジューサよりなるリング、媒体に部分的
に外接する種々の長さの部分である一組のトランスジューサ、及び、像形成対象
の媒体の互いに対向する側において平行列に配置された一組のトランスジューサ
を有している。また、他の実施例は、図13に示した媒体にトランスジューサか
ら音響波を結合するためにゴムの流体充填袋の使用に関する。種々の数のトラン
スジューサは、利用することができるが、その数は、少なくとも8個とすべきで
、上述のように、トランスジューサどうしは、送信される音響波の半波長を越え
ない距離離間することが好ましい。非円形配列の場合、上に得られたアルゴリズ
ムは、適当な境界条件を考慮するために、再度計算すべきであろう。
他の実施例は、無線波、マイクロ波、赤外光、可視光、紫外光の画像形成装置
を含む1MHzからx線エネルギまでの範囲にわたるエネルギスペクトルを持つ
電磁波で媒体を精査するための本発明の適用に関するものである。
500kHzないし1.25MHzの範囲の周波数で本プロトタイプを試験し
て良好な結果を得たが、これらの範囲は、100kHzないし1.5MHzまで
本技術で拡張することができると思われる。
以上記載した好適な実施例は、放送用及び受信用の同一のトランスジューサを
使用したが、放送用及受信用の別々の手段を、放送トランスジューサのリングを
模擬するために媒体の周りに放送用び受信用の別々の手段を回転することもでき
る。類似の構成を、受信トランスジューサのリングを模擬するために受信器を回
転するように設けることもできよう。
読者は、本発明の上記の実施例を例として解釈すべきであって、本発明の範囲
は、添付の請求の範囲及びその法律上の均等物により決定されるべきである。Detailed Description of the Invention
Acoustic image forming device
BACKGROUND OF THE INVENTION
This application is filed on May 31, 1991 with reference number 07 / 708,354.
Partial continuation application, reference number 07 / 891,85 filed on June 1, 1992
This is a partial continuation application of No. 1. The present invention relates to an image forming system and method, and
A system for forming internal images of objects using mathematical methods and acoustic wave data.
System and method.
Conventional fan beam as used in X-ray computed tomography (X-ray CT)
In transmitted tomography, this fan beam follows many different trajectories.
When probing the medium, the attenuation of the X-ray fan beam is measured. These decay projections
The information contained in the image is used to reconstruct a tomographic image of the medium. (Image
The success of X-ray CT, revealed by the resolution and clarity of the image, is basically
The technique assumes a geometrical ray approximation method, and is extremely simplified.
It is in the order of two, and the diffraction effect of acoustic waves cannot be ignored. In this case, the sound wave attenuation is
, Substantially affected by dispersion effects such as diffraction, refraction, reflection and absorption. Obedience
The simplified mathematical reconstruction algorithm used in traditional X-ray CT is
Not available for.
Ultrasonic Diffraction Tomography (UDT) technology is a dispersion related acoustic wavelength related
Mathematically reconstruct the tomographic image of the medium from the acoustic wave data with due consideration of the effect.
It is what you are trying to configure. This is used in the full wave equation, ie X-ray CT
To be developed and implemented more than the geometric wave approximation reconstruction method
It is done by considering difficult problems. UDT technology is outside the boundary of the object
Determine the internal structure of the object that half-passes the acoustic wave from a set of dispersed wave data detected by
Is what you are trying to do. Born approximation method (E. Wols, "
Three-dimensional Structure Determin
ation of Semi-Transparent Objects fr
om Holographic Data ", Opt. Comm. 153-15.
6 (1969) and Rytov approximation method (A. J. Devaney, "
Inverse Scattering Within the Rytov
applications ", opt. Lett. 6, 374 (1981).
) Some of these mathematical techniques, including a simplified algorithm
Was theoretically considered. The Bourne approximation method and Ritov approximation method are used when the image forming medium is
The weak dispersion of the acoustic waves, and the acoustic waves undergo a large phase shift in the medium.
I'm assuming I won't try. Computer centralized full-wave reconstruction algorithm (
S. Johnson and M.M. Tracy, "Inverse Scatteri
ng Solution By a Sinc Basis, Multiple
Source, Moment Method “Ultrasonic Ima”
Ging 5, 361-375 (1983) and references therein) are bones.
The image of the medium under conditions that do not exist within the validity of the approximation or Rytov approximation.
Proposed for imaging. Prior art patents include Devaney (US patent).
Xu 4,598,366 and 4,594,662) and Johnson
(U.S. Pat. No. 4,662,222). The Johnson patent is image-based
The sound velocity map (a kind
Image) and disclose an iterative algorithm that updates this map
There is. This method is repeated until the remaining error parameters are small enough
. The Devaney patent describes a filtered back propagation.
ck propagation) is a technique called bone inversion and Ritov inversion.
To form an image directly from the data.
SUMMARY OF THE INVENTION
The object of the present invention is to apply an ultrasonic wave to a medium to create an acoustic hologram,
It records information about the dispersed ultrasound, and makes the image of this medium quick and effective.
To provide a system and method that uses that information to efficiently construct it.
It
The present invention is designed to provide a distance smaller than half the wavelength of an acoustic wave on a circle surrounding an image forming object.
Provided is an acoustic image forming apparatus in which a large number of transformers are spaced apart from each other. signal
The generator produces discrete acoustic frequencies in the range 100 kHz to 1.5 MHz
To do. Multiplexer system (1 to 8) allows each transducer to
It is provided so that signals can be broadcast one by one, and this broadcast signal is
Detected by the lance juicer. The electronic device records the detected signal and
From this recorded information, phase and amplitude data can be found at each transducer location.
Is calculated with respect to. Computers programmed with aliqorism rank above
The phase and amplitude data is used to calculate a slice image over the imaged object. each
A single that allows the receiving transducer to accurately determine the phase and amplitude of an acoustic signal.
Frequency steady state acoustic signals are utilized. Finally, data acquisition time and artificial movement
Multiple discrete discriminatives, each frequency providing an image of the medium to reduce object
An acoustic signal having an effective frequency is used.
Brief description of the drawings
FIG. 1 is a schematic diagram used to illustrate the mathematical reconstruction algorithm.
FIG. 2 is a block of electrical circuitry used in the exact prototype device of the present invention.
It is a diagram.
FIG. 3 is a computer-based model used to illustrate some of the features of the present invention.
It is a figure of the simulated object.
Figure 4 shows the real (right) and imaginary (left) components of this single-frequency image of the simulated object.
Component.
FIG. 5 shows the sound velocity c (r, θ) (left) map and the attenuation μ (of the simulated object.
r, θ) (right) map.
FIG. 6 shows the real (right) and imaginary (left) components of this simulated object. this
These images are the sum of the single frequency images shown in FIG. 5 with the phase shift corrected.
FIG. 7 is a composite image of the simulated object. This composite image is depicted in Figure 6.
The sound velocity map is combined with the actual component of the image depicted in FIG. 7.
FIG. 8 shows a preferred algorithm using the prototype device depicted in FIGS.
Figure 9 shows nine images of a rhythmically generated female breast.
FIG. 9 shows a preferred algorithm using the prototype device depicted in FIGS.
9 shows nine images of porcine kidneys generated in rhythm.
FIG. 10 shows a normal female produced by the prototype device depicted in FIGS.
9 shows images of 9 slices of a breast.
FIG. 11 shows a cyst that was produced with the prototype device depicted in FIGS.
Figure 4 shows images of 9 slices of a female breast.
FIG. 12 shows a pig kidney produced with the prototype device depicted in FIGS.
The image is shown.
FIG. 13 was used for bust formation to show how slices were obtained at various locations.
2 is an illustration of the present invention.
FIG. 14 is an illustration of the present invention utilized for abdominal imaging.
FIG. 15 is a diagram of an application example of the present invention used for a biopsy needle.
Detailed description of the preferred embodiment
The present invention applies acoustic waves of discrete frequencies to a medium from a plurality of locations to produce acoustic holog
To create a ram and record data representing acoustic waves dispersed from this medium
To provide the system. Argo calculating the image of the medium from this recorded data
Rhythm is provided.
A. Description of equipment
A cross-sectional view of a portion of the preferred embodiment and a schematic representation of the imaged object is shown in FIG.
. In this embodiment, the radius ro= 1 arranged on the locus of a circle of 102 mm at equal intervals
024 acoustic transducers 10, namely 10.1 ,. . . , 10.1
024 is present. Each of the transducers 10 is an acoustic wave transmitter or transmitter.
, Or any of the receivers, and where (r, θ) (
Alternatively, they are arranged in thin slices close to a plane called (X, Y)) plane.
Z direction
The direction is perpendicular to this plane. A transformer is placed on the object 9 that is supposed to pass half the acoustic wave.
The juicer 10 is circumscribed. In this preferred embodiment, the coupling fluid 11 is
In order to effectively couple the acoustic wave between the transducer 10 and the object 9,
Within the inner residual volume (shown as the region). Within object 9 and this residual volume
The coupling fluid 11 of will be hereinafter referred to as the medium 12. Water and human organization are almost equal
Due to its speed of sound and density, water is a suitable fluid for imaging human tissue.
It In the case of other image formation, the combined fluid 11 is the average density of the image forming object 9.
Density ρ approximately equal to degree and speed of soundoAnd sound velocity coA binding fluid that preferably has
Should be selected (salt water is sometimes better than pure water for use with human tissue)
Good).
In the preferred embodiment of the invention, each transducer 10 has a center frequency of 1 MHz.
Number, 60% bandwidth, and receiver or transmitter of acoustic waves at different times.
It works as a receiver. Underwater at 1MHz frequency, the acoustic wave is λ0= 1.5
mm, which is approximately this wavelength in the tissue of the human body. Mutual spacing of transducers
Is 0.65 mm, which is necessary for proper sampling of the dispersed wave front.
Wow, to avoid aliasing) λ0Somewhat smaller than / 2. This allows
A unique image can be easily constructed from the acquired data. In the preferred embodiment, each
The transducer has a dipole radiation pattern in the (r, θ) plane.
ing. The height of this transducer 10 in the vertical direction is 12 mm, and
The juicer is approximately parallel to the z-direction over a distance of about 12 mm in the z-direction.
A beam propagating in the (r, θ) plane is generated from this transducer. Therefore
, Any image obtained is the height of the transducer (ie, about 12 mm thick
This can be expected to represent the average of the variance information over
The vertical height of the transducer is approximately equal to the effective thickness across the medium.
An acoustic hologram is created by applying a sound wave.
A schematic of the experimental system is shown in FIG. Transducer ring 10
, 1024 acoustic transducers arranged in a circle with a radius of 102 mm
Service 10.1 ,. . . , 10.1024. This transducer ring 1
0 is divided into eight octets, shown as octets 1 through 8, and each octet is
,
It contains 128 transducers. For this transducer ring,
Eight multiplexers 70 are combined, and each multiplexer 70 has two channels.
Channel 64-to-1 receive multiplexer 72, each receiving multiplexer 72
Two amplifiers 74 connected to one channel 72, two channels 64-pin transmission
Multiplexers 76, each of which is a single channel of this 2-channel transmit multiplexer.
It consists of two drivers 78 for driving and an address recorder unit 79.
There is. The data is stored in 8 2-chasses, each with 16 megabytes of Bach memory.
It is collected by the channel analog-to-digital converter 22. System timing is
Programmable timing / control unit 42 and phase-locked arbitrary waveform generator
This is accomplished by a programmable master clock 28 driving 26. system
The entire system is controlled by a supervisor (management) computer 30, and
The visor computer is a high resolution monitor 32, keyboard 34, 3 GB
It is associated with the hard drive 38 and the Ethernet link 31. Thailand
The ming instruction is transmitted via the instruction interpreter 50 to the transducer multiplexer.
Sent to 70. The transmitter signal is transmitted to the arbitrary waveform generator 26 via the transmission buffer 52.
Is generated and sent to the transducer multiplexer 70.
The individual elements of the preferred system described herein will now be described in detail.
1) Transducer
The transducer 10 used in this system includes piezoelectric and non-piezoelectric materials.
It is composed of a complex of. Each transducer 10 has a center frequency of 1 MHz
, 60% bandwidth, and receiver or transmitter of acoustic waves at different times
It works as a container. Underwater at 1MHz frequency, the acoustic wave is λ0= 1.5m
m, which is approximately this wavelength in the tissue of the human body. Centerline of adjacent transducer
The spacing between each other is sufficient for proper sampling of the dispersive wavefront (ie
Λ in water to avoid asking0Somewhat smaller than / 2. In addition, each tran
The width of the juicer is λ0Since it is smaller than / 2, each transducer is (r, θ
) It has a dipole antenna pattern in the plane. This was sent
The relative amplitude of acoustic energy is relative to the vector normal to the front of the transducer.
Measured
It means to follow the cos Ψ function of the angle Ψ. Connect with transducer 10
Two acoustic impedance matching layers 17 are present between the combined fluid 11. This
These layers 17 provide acoustic energy from the acoustic transducer 10 to the coupling fluid 11.
Help join the. In addition, these layers 17 provide media from the front of the transducer 10.
Helps to minimize the amount of acoustic energy reflected back into the body 12. this
The reflected acoustic energy is, by itself, an image person in the final image of medium 12.
Appears as a work. Piezoelectric materials with some variations in transducer construction
It can also be used in place of a composite of material and non-piezoelectric material. These include piezoelectric
Titanate zirconate (eg PZT5A), piezoelectric film (PVDF) or
Has a transducer made of copolymers.
2) Transmitter and receiver multiplexer
The transmitter and receiver multiplexers and units should preferably be communication devices.
It is preferably made from commonly used off-the-shelf multiplexers. here
Then, analog device ink (Analog Device Inc.)
ADG 506 equipment and Com-Linear CLC522 equipment of
3) Address decoder
This address decoder 79 is provided by Altera Corporation.
The provided type EP910 programmable logic device. This unit is
It is programmed to operate the chipplexers 72,76.
4) Instruction interpreter
Is the instruction interpreter 50 a programmable timing / control module 42?
Command to activate both transmit and receive transducers.
This command is transmitted to the address decoder 79 in the multiplexer 70 in order to
To do. The instruction interpreter 50 is described in Altera Corp. Powered by
Type EP1810 programmable logic device.
5) Programmable master clock
Programmable master clock 28 is a known clock for this system.
Computer programmable generation capable of accurately generating frequencies
It is a vessel. This element 28 is the main time to phase synchronize all elements of this system.
Generates an axis, but the system initializes the data collection algorithm at the time of use
Is set when This programmable master clock 28 is Wav
Model No. supplied by eTek Corporation. 1391 V
XI module.
6) Programmable timing / control module
The programmable timing / control module 42 is an Advance Mic
IDT 2910 Microsea from ro Devices Corporation
It is formed near Kensa. This programmable timing / control module
42 is a program which is clocked by the programmable master clock 28.
Made with programmable bit slice micro sequencer and micro instruction RAM
There is. This device produces a unique bit pattern on each successive clock cycle.
Is designed to It initializes the multiplexer and the instruction interface.
It controls the printer and generates the sample clock in the analog-digital converter 22,
Used to trigger arbitrary waveform generator and enable data acquisition
. This programmable timing / control module 42 is the same as the above time base generator.
All of these functions are phase-locked operations as required. This module 42
Is the interface of the VMEbus chassis of the Supervisor 30 described below.
It is designed as
7) Arbitrary waveform generator
This arbitrary waveform generator 26 is used for various arbitrary analog signals required for various data acquisition methods.
Phase-locked computer programmable generator capable of generating log output waveform
It is a raw organ. It is the waveform that is transmitted to the medium 12 via the transducer 10.
Used to synthesize. It is on the programmable master clock 28
Phase-synchronized and controlled by programmable timing / control module 42
This transmitted waveform is phase locked to the data acquisition sequence as it is
. This arbitrary waveform generator 26 is based on Wavetek Corporation.
Model No. 1395 VXI module supplied by the manufacturer.
8) Analog-to-digital converter
The design of the analog-digital converter 22 is based on Signal Processing.
Type SPT7922 12-bit, supplied by Technologies
It is mainly performed by a 30 MHz analog-digital converter. Each channel is
It has 8 megabytes of local Bach memory. The analog-digital converter 22
Collects analog data received via the receive multiplexer 72, and
Programmed to temporarily store this data in the digital Bach memory
There is. This preferred system has the capacity to store 128 megabytes of data
It has a 16-channel analog-digital converter.
9) Computer superviser
The overall control of the image forming apparatus is performed by the computer supervisor 30.
This computer superviser 30 initializes the system and provides timing and
And control algorithms, compile and download, perform test functions, and
Runs a data editing and organizing algorithm that collects data and then generates the final image
Used to The interface to this device is the keyboard 34
And monitor 32. 3GB hard drive 38 records data
It is provided for your information. The Ethernet link 31 is connected from this device.
Download data and algorithms for offline processing and editing
Or upload. The Supervisor 30 is an Intel 80486
Series from Radisys Corporation based on the computer family
Base-level products and code provided by Zortech Corporation
It is an mpira.
10) Important factors
Obtained with a prototype-like device constructed by the inventor and collaborators
The images are reproduced in Figures 8-11. These images and these images
The particular algorithm used to obtain is detailed in the remainder of this patent.
ing. The Applicant has shown that these images are by far the best images obtained with an acoustic device.
Believed to be a layered photographic image.
The main principle of this system that brings about the above improvements over the conventional technology is the following
It is a combination of software elements:
1. The circle surrounding the object is approximately λ / 2 (where λ is the sound in the medium 12).
A large number of transducers placed at a distance that is approximately less than
,
2. (Sounds used in the prior art at frequencies in the range of 3 MHz to 10 MHz.
The distortion is greatly reduced for the in-phase wavefront of the incident acoustic wave (compared to the resonance wavelength)
100 kHz and 1 at which this acoustic wave can traverse human tissue such as the breast
. Various acoustic frequencies between 5 MHz. The acoustic frequency in this preferred embodiment is
, The reconstruction algorithm can more accurately calculate the final image from the acquired data.
Low enough to be able to. However, this acoustic frequency is not enough space for the final image.
High enough to be able to provide resolution. Also, 100 kHz to 1.5
The use of acoustic frequencies in the MHz range minimizes the attenuation of incident acoustic waves, thus
Thus, it is possible to generate a single large format image of a large portion of tissue.
3. The phase of the acoustic wave at each discrete frequency at each receiver transducer and
The acoustic waves in the steady state of discrete frequencies of the medium 12 which enable accurate measurement of the amplitude are
Create an acoustic hologram.
4. Very useful for developing data madricks that can compute images
A large amount of acoustic data can be recorded and stored quickly.
5. Electronic system for phase-locking all aspects of acoustic data generation and acquisition
M
B. Data acquisition process description
The data acquisition process is performed by each transducer 10. j (j = 1, ..., N)
Continuous wave single frequency sound (frequency ω1) As the transmitter, and the remaining
Lance juicer 10. Subtraction of the dispersed wave by k (k = 1, ..., N; kNj)
It means to perform subsequent reception. Acquired information is acoustic horograph by applying acoustic waves.
Frequency ωα (“α” of ωα is a subscript ¼ square character.
Same. ) About the data acquired injk(Ωα) (j, k = 1, ..., N) and
Call (N-1)2It is in the form of an NxN complex matrix with coefficients. (N
-1)2= 10232Coefficient mjk(Ωα) (j, k = 1, ..., N; jNk)
May be collected as described in the next example.
An imaging target 9 such as a female breast is placed inside the transducer ring 10.
Placed. A coupling fluid 11 is placed between the object 9 and the transducer ring 10.
Has been done. An operator signal from the keyboard 34 is used to identify individual elements of this system.
The element is initialized by the computer supervisor 30. The operator
Programmable timing and control module 42 to initiate the acquisition sequence
Issue an order to. The timing / control module 42 sends a series of instructions to the instruction interface.
To the transmitter 50 to reset the transmitter and receiver multiplexers 60 and
Return to their initial state.
Arbitrary waveform generator 26 is then triggered through transmit multiplexer 76.
The first transmitter 10.1 with a single frequency (ω1= 687 kHz) sinusoidal acoustic signal
Are broadcast to the medium 12. This transmitted acoustic wave is a non-homogeneous substance of the medium 12.
, And the other N-1 transducers 10.2 ,. . . ,
At 10.1024, these transducers will simply
Converts to a single frequency electrical signal. Diameter of this device 2roPropagation of acoustic waves across the sea
After a time T = 270 milliseconds, which is twice the time, the sound of each transducer is
The signal has reached a steady state. At this time, each transducer 10.2 or
The electrical signal from 10.1024 is routed through the receive multiplexer 72 to eight 2-channel switches.
Channel
It is sent to the analog-digital converter 22. Accurate data for each transducer 10
The data acquisition process proceeds as follows. Supervisor 30 is a programmable
Command to the timing / control module 42 to enable each transducer 10.2.
Make four quadrature measurements from chair 10.1024
Let These four measured values, labeled A, B, C, and D, are output from the arbitrary waveform generator 26.
In four short, equally spaced intervals in one acoustic period, phase-locked to the
This is the measured voltage output of the transducer. For example, if the input frequency is 1MHz
(1 cycle is 1x10-6Seconds), the sample is 0.25x10-6Taken at second intervals
Be done. The real part of the complex amplitude is determined by subtracting the measured value B from the measured value D.
And the imaginary part is determined by subtracting the measured value A from the measured value C
It This calculated complex amplitude at each transducer is the input from 10.1.
Sound in each transducer 10.2 to 10.1024 compared to the force signal
It has the phase amplitude information of the echo wave. This data is temporarily
It is stored in the Bach memory unit of the converter unit 22.
This system allows the signal to be recorded in parallel from the transducer 10.
It has eight 2-channel analog-to-digital converters. 16 transju
10.2, 10.66, 10.129 ,. . . , The first from 10.961
The signals are recorded simultaneously. These 16 converters 10.2, 10.66, 10.1
29 ,. . . , 10.961 after receiving the data from
, 16 transducers 10.3, 10.67, 10.130 ,. . . , 1
Send the signal from 0.962 to the analog-digital converter 22,
The Tal converter 22 obtains data from these transducers. Get this
The process depends on whether each analog-to-digital converter 22 has 64 transducers 10.
Continue until data is acquired from This acquisition process made the signal reach a steady state
It takes 270 milliseconds to transfer each analog-digital converter 22 to 64
It takes 512 ms to get a sample from the user 10. Send trans
Each receive transducer 10.2 ,. . . , 10.10
The digital values representing the phase and amplitude of 24 are N-1 (ie 1023) complex values.
Coefficient mjk(Ω1) (J = 1; k = 2, ..., 1024)
Conversion
It is recorded in the Bach memory of the container 22. This data collection process is now
Ω for transducer 10.2 operating as a Rugi transmitter1= 687k
Continue by sending a Hz electrical signal. This system reaches a normal condition
After another time T = 270 msec required for 1023 complex coefficients mjk(J = 2;
k = 1, 3 ,. . . , 1024) as described above to collect
Service 10.1, 10.3 ,. . . , 10.1024 electrical signals are sequentially measured
. This measurement process is performed by each transducer 10.1 ,. . . , 10.1024 is the sound
Continue until it works as a harmonic transmitter. When it works as the transmitter,
Complex coefficient mjk(Ω1) (J, k = 1, ..., N: jNk)
The data is the frequency ω1= 687 kHz. Single acoustic frequency
A complete set of data in numbers is obtained in about 1 second. In the preferred embodiment, the previous measurement
The entire process is separated from 687 kHz to 1.250 MHz at 62.5 kHz intervals.
For each of the 10 discrete frequencies ω α (α = 1, 2, ..., 10)
MjkRepeated 10 times to obtain (ωα).
First, in order to calibrate the device, a medium without the object 9 (only with the coupling fluid 11) is used.
Obtain a complete set of data from body 12. This data is available in Chapter D. Described in 1.
So that it will only be used for transducer calibration. The object 9 is removed,
Then, it was separated from 687 kHz to 1.250 MHz at an interval of 62.5 kHz.
At each of the 10 discrete frequencies ω α (α = 1, 2, ..., 10), the object
= 1 ,. . . , N; j ≠ k), the entire measurement process described in the previous section is repeated.
Will be returned.
C. Image calculation from acquired data
Data m obtained for medium 12jk(Ωα) (j, k = 1, ..., N;
α = 1, 2 ,. . . , 10) is the sound velocity c (r, θ) of the medium and the damping coefficient μ (r,
θ). The purpose is to draw a 12 mm thick slice of medium 12.
This set of data m for mathematically calculating the image on a digital computerjk(Ω
α) is used. This image shows a 12 mm thick slurry of medium 12.
Complex dispersion potential S (α) (r, θ) at all locations (r, θ) across the chair
) {“(Α)” in S (α) is a superscript quarter-width character. same as below.
} Approximate calculation (see FIG. 1).
In the preferred embodiment, the acquired data m at each frequency ω αjk(Ωα) to medium 1
Calculate 2 images. This image, defined as S (α) (r, θ), is
2 is a two-dimensional map of 2. The third dimension is the vertical range of the transducer 10.
Averaged over.
The algorithm for S (α) (r, θ) is the following equation as the Helmholtz equation:
Obtained from the known acoustic wave equation:
Where f (r, θ) = ρ (r, θ) / ρ (r, θ)1/2At the frequency ωα
Represents a single frequency acoustic pressure wave f (r, θ) = ρ (r, θ).
ρ (r, θ) is the density distribution in the medium
S (r, θ) = k2(R, θ) -ko-Ρ (r, θ)1/2▽ ρ (r, θ)-1/2Is
, The complex dispersion potential of the medium
ωα = angular frequency of acoustic wave
ko= Ωα / co
co= Speed of sound in the coupled fluid 11
k (r, θ) = ωα2/ C2(R, θ) -iωN (r, θ)]1/2Is spatially
Viscous heating of the medium 12 with a complex waveform vector considering the changing sound velocity c (r, θ)
Acoustic energy considering the diffraction of acoustic energy from the visual field of the transducer 10 and the transducer 10.
The gi loss term N (r, θ) is included.
(Ro, ΘjAcoustic transducer 10.) a single circumference of the medium 12 by j
Create an acoustic hologram (by acoustic wave) (ωα) at wavenumber (ro, ΘkSmell
Transducer 10. f (r in ko, Θk) Of equation (1)
The solution can be expressed in terms of a two-dimensional integral equation that includes:
(I) Complex dispersion potential S (α) (r, θ),
(Ii) Transducer (io, Θj) And (io, Θk) Position, and
(Iii) Summarized Hankel (H) and Bessel (J) functions.
The solution is
Term f (α) (ro, Θk) {"(Α)" in f (α) is a superscript quarter-square sentence
Character. same as below. } Is the transducer 10. pressure wave generated at j
Transducers expressed in terms of amplitude and phase relative to. k's
The pressure wave (frequency ωα) at the position is shown. This is the acquired data described in Chapter B.
mjkExactly equivalent to (ωα). Therefore,
Therefore, equation (2) can be written as:
here,
S (α) (r, θ) is determined by the data obtained at the frequency ωα of the medium 12
Is a complex image of. It has a thickness of 12 mm through the medium 12 in the (r, θ) plane.
Inside the rice (1024)2Acoustic dispersion potentiometer at (r, θ) points
Is a two-dimensional matrix that represents (1024) of S (α) (r, θ)2Of
Each complex value has a real component and an imaginary component.
H 'm(Koro) Is the transmitter transducer 10. Show the antenna pattern of j
Is the first derivative of the Hankel function and is the dipo used in this preferred embodiment.
It is a correct mathematical expression for a transducer. The Hankel function is
For example, "The Pocketb by Abramowitz and Stegun.
"ook of Mechanical Functions", Chapter
er 9, Verlag Harri Deutsch 1984,
It is summarized. The antenna pattern of any arbitrary transducer is a monopole,
It can be modeled as the sum of weights of dipole, quadrupole, etc. antenna patterns.
it can. These antenna patterns are, for example, “Classical Ele”.
ctrodynamics ", JD Jackson, Chatter 16
, I. Wiley and Sons, New York, 1962.
ing.
H'n (koro) Is the receiver transducer 10. Show the antenna pattern of k
It is the first derivative of the Hankel function. The dipo used in this preferred embodiment
For digital transducers, the function is that of a transmitter transducer.
Is the same as.
Jm(Kor) and Jn(Kor) is based on the summarized Bessl function values (
r, θ) is the Bessel function determined for all values r in the plane
.
Equation (4) is the measured acoustic data mjkFor (ωα) S (α) (r, θ)
It can be transformed by appropriate mathematical manipulations to give the following shape:
D. Image formation
In this embodiment, the whole process of generating the S (α) (r, θ) image is represented by the equation (7).
This will be described here.
Step (1). The first step is to calibrate the transducer
. This is done by removing the object 9 so that the medium 12 is only the binding fluid 11.
For each of the discrete frequencies ωα (α = 1, 2, ..., 10), as described in Chapter B,
set
It is done by (Frequency is between 687kHz and 1,250kHz
, And are dispersed at an interval of 62.5 kHz. ) The calibration factor is the step in this chapter.
Uniform when the water bath only data is processed as given by 2 to 9
Creating a weighting factor in the computer to produce a grayscale image
Is determined by requesting. An additional calibration factor is the transducer
Of the complex grayscale image of the water bath is removed.
It is determined to adjust to provide the same image at each discrete frequency ω α. this
The calibration factor of 10 discrete frequencies ω α (α = 1, 2, ..., 10)
Each is stored as a separate 1024x1024 calibration matrix. these
The calibration matrix is stored in the memory of computer 72.
Step (2). Medium 12 mjkThe data representing (ωα) is 687 kHz and 1
, Section 10 for each of the 10 frequencies equally spaced between 250 kHz and
Get as posted. M for each frequency ωαjk(Ωα) is the phase and amplitude
It is a 1024 × 1024 complex matrix of data.
Step (3). For each discrete frequency ωα, the computer 72 is calibrated
MjkThe schools determined in step (1) of this chapter to provide (ωα) data
Positive matrix is mjkMultiply (ωα).
Step (4). This calibrated mjkUsing the (ωα) data, the computer 7
2 calculates the following quantity for each frequency ωα.
This operation is a calibrated complex matrix mjk(Ωα) first (fast) quick hoo
Configure Rie transformation. As a result of this Fourier transform, calibration m for each frequency ωαjk(Ω
α) is the azimuth mode that depends on the azimuth mode value specified by the azimuth mode numbers p and q.
It is in the form of a 1024x1024 matrix in the card space.
Step (5). Next, the antenna pattern H ′ is provided for each transducer 10.p(
koro) And H 'q(Koro) Is calculated. This includes azimuth mode numbers p and q = -5
A summary of the first derivative of the Hankel function with respect to 12 to 512 is involved.
These values are stored in the memory of computer 72.
Step (6). In this step, the frequency ωα is calculated in order to calculate
For each transmitter-receiver combination and for each mode combination (p, q)
And the product of the antenna patterns calculated in step (5) determined in step (4)
Simply divide the amount stored:
Step (7). Next, for each point r and θ that is a 1024x1024 matrix,
Weighting function Jp(Kor) Jq(Kor) e-iθ (p + q)To calculate. JpAnd Jq
Is determined from the Bessel function table stored in the memory of the computer 72.
Is determined.
Step (8). Next, the weighting function calculated in step (7)
Multiply the quantity calculated in step (6) and add over the bearing modes p and q
Get the following quantity:
This step is performed at each point (r, θ) on the medium 12. The result of this step is
, S (α)conv(R, θ). This is an image of S (α) (r, θ)
, Which represents a smooth image of S (α) (r, θ) [Jo(Kor)]2Is synthesized with
. To obtain a more accurate image, S (α)convFrom (r, θ) the quantity [Jo(Kor
)]2Need to be separated.
Step (9). Convolution method and decomv
solution) is a standard mathematical calculation, such as "Descret"
e-Time Signal Processing ", pg.58, by O
Ppenheim and Schafer, Prentice-Hall (1
989). The composition and separation of two spatial functions can be done in the spatial domain or
It can be calculated in the Fourier wave vector domain. This preferred embodiment is
The composition and separation in the wave vector domain can be calculated. But the industry
Say that the composition and separation of these can be easily performed in the spatial domain.
Will recognize. [Jo(Kor)]2The Fourier transform of
1 / π ・ 1 / k ・ 1 / (4ko-K)1/2Is.
Therefore, to calculate the image S (α) (r, θ) as follows, S (α)conv(R,
θ) to [Jo(Kor)]2To separate:
Using equation (11), the image S (α) (r,
θ) can be generated. To show an image on the monitor of a digital computer
Then, the computer 72 changes from polar coordinates (r, θ) to Cartesian coordinates (x, y).
It is programmed to transform to yield S (α) (x, y). S (α) (
Each of x, y) is a matrix of values. Each value in this matrix is two numbers
, That is, the first number that represents the real part of this value and the second number that represents the imaginary part of this value
Is included.
The magnitude of these numbers is on the computer monitor at the grid pixel (x, y).
It can be represented as a gray scale. (As this number increases,
Becomes whiter or vice versa. ) Once this is done, for each frequency
Two separate images, one from the real part of the value of S and one from the imaginary part of S
Can be
E. FIG. Combination of single frequency images
The value of S (α) (r, θ) at the discrete frequency ωα produces a good image of medium 12.
To do. The speed of sound and the damping coefficient of the medium 12 are almost independent of the frequency, for example, 687k.
Different from each other over a specific frequency range such as Hz to 1.25 MHz
The image of S (α) (r, θ) acquired at the frequency ωα is ideally the frequency ωα
Should provide the same image of media 12 independently of. But this
Image of the receiver transducer 10. from the front of k and within the medium 12
Complex due to frequency-dependent artificial events occurring in the reflection of acoustic energy from distributed events
It may turn into. S (α) (r, θ) reconstructed with different frequencies ωα
Combining images reduces image artifacts and improves image quality.
It The following description describes a single frequency image S (α) composed of different frequencies ωα.
We will focus on seven preferred methods of combining (r, θ).
The images S (α) (r, θ) formed with different frequencies ωα are combined.
Do you get it:
By then dividing by k and then computing the inverse FFT of the result
Is calculated.
1) Sum of complex images S (α) (r, θ)
Acquired data njkGiven from (ωα) in steps (1) to (9) of Chapter D
As described above, S (α) (at each frequency ωα (α = 1, 2, ..., 10)
r, θ) separate images are reconstructed. Then add these composite images to produce the next
Make up:
Next, the image is converted into Cartesian coordinates (z, y) and the image S (α) (r) of each single frequency is converted.
, Θ) with less image artifacts and higher clarity.total(R, θ)
To generate.
2) Sum of S (α) (r, θ) image sizes
Acquired data mjkGiven from (ωα) in steps (1) to (9) of Chapter D
As described above, S (α) (at each frequency ωα (α = 1, 2, ..., 10)
r, θ) separate images are reconstructed. Let the size of these complex images be S (α) (r
, Θ) = [S (α) (r, θ) S (α)*(R, θ)]1/2(S (α)*(R, θ
) Is a complex conjugate of S (α) (r, θ)). Then the size of these images
Add to produce:
In addition, it is converted to Cartesian coordinates and is more artificial than each image S (α) (r, θ).
Image S with less and higher claritytotalGenerate (r, θ).
3) Sound velocity map and attenuation map calculated from S (α) (r, θ) image
The sound velocity map and the attenuation map of the medium 12 are calculated from S (α) (r, θ) as follows.
Can be calculated:
Step (1). Acquired data mjkFrom (ωα), follow Step (1) in Chapter D
Each frequency ω α (α = 1, 2, ..., 10) as given by the chair (9)
(R, θ) is calculated at each frequency ωα as given in equation (12).
Step (2). Computer 72 calculates the following function:
For each point (r, θ) on the medium 12, P (r, θ, τ) converges on the point (r, θ).
Represents the synthesized acoustic pulse P (τ) thus generated.
Step (3). For each point (r, θ) on the medium 12, P (τ) is τmaxCall
Maximum value P at the value of τmaxhave. The computer 72 displays each point (r, θ)
Every time, Pmax(R, θ), and τmaxTo determine the value of (r, θ)
Is programmed to
Step (4). The computer 72 calculates the sound velocity map of the medium 12 by the following calculation.
Create c (r, θ):
Step (5). The computer 72 then calculates the attenuation of the medium 12 according to the following calculation.
Yield the map N (r, θ):
In equation (16), roIs the radius of the transducer ring, coConcludes
Sound velocity of combined fluid 11 (17)
In equation (17), μoIs the damping coefficient of the coupling fluid 11. These c (
The value of r, θ) and N (r, θ) is a 1024 × 1024 matrix of r and θ.
. These are converted to Cartesian coordinates (x, y) to give grayscale values.
The drawn values of c and N are displayed on the computer screen.
4) Sound velocity map and attenuation map of refining calculated from S (α) (r, θ)
Sound velocity c (r, θ) map calculated by equations (15) to (17) and attenuation N (r
, Θ) map represents a suitable image of medium 12. This chapter is more accurate than Medium 12
Single-frequency image S (α) (r, θ) representing a simple image to c (r, θ) and N (r, θ)
The purification calculation of θ) is described.
Step (1). Acquired data mjkFrom (ωα), follow Step (1) in Chapter D
For each frequency ω α (α = 1, 2, ..., 10), as given by the chair (9).
θ) is given in equation (12), and is calculated at each frequency ωα.
Step (2). Next, each frequency ωα (α-1, 2, ..., 10) is as follows.
q +! Represents the coupling of acoustic energy into q.
Step (3). Computer 72 then calculates the following equation (19):
!! p = -6 to +6 ,! q = 0 ;! p-0 ,! q = -6 to +6; and!
p = -6 to +6 ,! Excellent results have been obtained with the sum of q = -6 to +6. !!
p and! Other combinations of q could also be used.
For each point (r, θ) of the medium 12, Pcorr(R, θ, τ) is the point (r, θ)
Focused synthetic acoustic pulse PcorrRepresents (τ). Pcorr(R, θ, τ) is the expression (
It is a refined expression of the function P (r, θ, τ) given in 15).
Step (4). For each point (r, θ) of the medium 12, Pcorr(Τ) is τmax
It has a maximum value Pmax in the value of τ called. The computer 72 determines each point (r
, Θ) for eachmaxObtain (r, θ) and use P instead of P (r, θ, τ)corr(R
, Θ, τ) except that section E. Τ as done in step (3) of 3max
It is programmed to determine the value of (r, θ).
Step (5). τmax(R, θ) and PmaxUsing the refined value of (r, θ),
, The sound velocity c (r, θ) and the damping N (r, θ) are calculated by the equations (16) and (17).
Total
Calculate
5) Sum of S (α) (r, θ) images with corrected phase shift
The complex image S (reconstructed as given in steps (1) to (9) of chapter F
α) (r, θ) represents the appropriate image of medium 12. The complex phase of these images is
The limits of reconstructed alcoholism as given in steps (1) to (9) of chapter D
Therefore, distortion may occur at each point (r, θ). This chapter describes the image S (α) (r, θ
) Phase correction method, and these images to reduce image artifacts.
Describe the combination of images.
Step (1). Acquired data mjkFrom (ωα), follow Step (1) in Chapter D
For each frequency ω α (α = 1, 2, ..., 10), as given by the chair (9).
Reconstruct separate images of S (α) (r, θ) in As given in equation (12)
Step (2). Then Chapter E. 3 or chapter E. Described by the method given in 4.
Map τmaxCalculate (r, θ).
Calculate:
Step (4). Final image Stotal(R, θ) is determined by the following calculation
:
This image shows only the high spatial frequency components of medium 12 (ie, the fine details).
These detailed details are for sharp edges at the speed of sound in medium 12.
) Or discontinuities and small objects of scale size comparable to the acoustic wavelength.
6) Composite image
Chapter E. Image S calculated in 5total(R, θ) is a more accurate representation of medium 12.
Is a composite map ScompMap τ to provide (r, θ)max(R, θ) and
Can be combined. ScompThe (r, θ) image is a high spatial frequency component of the medium 12.
It contains both minute and low spatial frequency components.
Step (1). The computer 72 is in chapter E. 3 or E.I. One given in 4
Calculate (r, θ).
Step (2). Computer 72 then calculates the following formula:
In Expression (22), In represents the natural logarithm, and Δω is the frequency ωα (this preferred
In another embodiment, Δω = 62.5 kHz).
Step (3). The computer 72 thencompIs calculated as:
The computer 72 thencomp(R, θ) is Cartesian coordinates (x, y)
Converted to and displayed on a computer monitor.
7) Sound velocity map for further purification calculated from S (α) (r, θ)
This chapter is based on E. 3 and E.I. The accuracy of the sound velocity map c (r, θ) calculated in 4 was further revised.
Describe how to do good. Chapter E. 3 and E.I. In 4, pulse at each point (r, θ)
P (τ) is the maximum value PmaxAs the value τ withmaxCalculate (r, θ),
Then, a sound velocity map is obtained from this information. In this chapter, it is included in the pulse P (τ)
Travel time τ as the average arrival time of poweravCalculate (r, θ). This map
τav(R, θ) is then used to refine map of the sound velocity c (r, θ) of medium 12.
To calculate.
Step (1). Computer 72 calculates the following quantities:
Indicates a conjugate complex number. This preferred embodiment is 1)! p = -6 to +6 ;! q
= 0; 2)! p = 0 ,! q = -6 + 6; or 3)! p = -6 + 6 ,! q = -6
Have a sum of +6 to +6. Other combinations of Δp and Δq can also be used
U
Step (2). The computer 72 calculates the average movement of the medium 12 according to the following calculation.
ΤavCompute the (r, θ) image:
Step (3). The computer 72 then calculates the speed of sound of the medium 12 by the following calculation.
Compute the image c (r, θ):
Step (4). The computer 72 then calculates the attenuation of the medium 12 according to the following calculation.
Create an image μ (r, θ):
F. Computer simulation
Create a computer simulation to check the algorithm
It was No hardware other than a computer is used for these reconfigurations.
won. 4 to 7 show the same transformer as this prototype system in operation.
Image reconstructed from data simulated at 1 MHz using the juicer configuration
Show the image. The simulated object shown in Figure 3 is 5% larger than the surrounding coupling fluid.
A 3 inch diameter cylinder of homogeneous material with a threshold sound velocity. Object
The two 1 cm diameter cavities at are the same sound as the coupling fluid 3 surrounding this object.
Have speed. The damping coefficient of this object and the coupling fluid is equal to 0 (ie no damping)
)). The image was created by the following method. That is, FIG. 4 is as described in Chapter D.
Shows the real (right) and imaginary (left) components of the single frequency reconstruction. FIG. 5 shows chapter E.
4 shows a sound velocity image and an attenuation image as described in 4. FIG. 6 shows chapter E. Described in 5
As shown in FIG.
The real (right) and imaginary (left) components of the reconstruction are shown. FIG. 6 shows chapter E. The duplicate described in 6.
A combined image is shown.
G. Real image
8 to 12 show the prototype device and the device described in chapters A to D.
The real image obtained by this is shown. Figure 8 shows nine images of a 1.2 cm slice of a female breast.
Show the image. The acquired data is the same for all 9 images.
The method is different for each image. Starting from the upper left corner and proceeding from left to right,
The image is (1) the real component of the single-frequency image (Chapter D), and 2) the imaginary component of the single-frequency image.
(Chapter D), 3) The size of the added five single-frequency images (Chapter E.1), 4)
Real component of single frequency image corrected for phase shift (Chapter E.5), 5) Phase shift
The imaginary component of the single-frequency image corrected for (Chapter E.5), 6) Phase shift
The size of 5 single-frequency images, each of which has been corrected (Chapter E.5), 7) sound velocity images
(Chapter E.7), 8) Attenuation image (Chapter E.7) and 9) Square of sound velocity image and attenuation image
Is the square root of the sum of (Chapter E.7). FIG. 9 shows the prototype described in Chapters A to B.
Obtained using a device of the present invention and reconstructed in the manner described for FIG.
9 shows nine images of a swine kidney that has undergone an excised excision.
FIG. 10 was obtained with the prototype device described in Sections A and B with respect to FIG.
Figure 9 shows 9 images of the breast of a given female. This woman is prone on the table
Includes transducer assembly 80 face down and through an 8 inch hole
I have her left breast in the water bath. These nine images are shown in the upper left corner of Figure 10.
Beginning with, from the area of the breast 86 that approached the female chest wall in 1 cm steps
By sequentially moving the transducer assembly 80 to the nipple of the breast
I got it. This image is from Chapter E. As described in 5,
It is the size of the sum of the five single-frequency images that have been corrected. FIG. 11 shows the fluid filling
7 shows a similar image of another woman's breast with a large cyst.
FIG. 12 uses the prototype device described in Sections A-B and
E. FIG. Figure 1 shows an image of a resected pig kidney reconstructed according to the method described in 1.
.
H. Guidance of biopsy needle
The present invention is described as being inserted within a volume of human tissue, such as, for example, a female breast.
It can be used for monitoring biopsy needles of mushrooms. Figure 15 shows the purpose
2 illustrates an example of the present invention for. Sound from transducer ring 91 to breast 90
The coupling of acoustic energy may be achieved with the use of a fluid-filled sac that conforms to this breast. breast
Tomographic images of several slices of the
Is made as in FIG. Some amount of breast to be biopsied is
Is determined from the tomographic image. Computer analyzes this tomographic image
Then, it is determined where the tip of the biopsy needle 93 should be placed. Computer
Next, the robot guides the biopsy needle 93 to a predetermined location. Another set of tomography
A true image is obtained with this biopsy needle in place to confirm the position of the tip of the biopsy needle
be able to.
I. Image of temperature distribution
The present invention provides an apparatus and method for measuring temperature changes in medium 12. This
This is due to the fact that changes in the temperature of tissue in the human body result in changes in the speed of sound of this tissue.
Will be achieved. The speed of sound of the locally heated tissue of the human body is expressed as follows.
be able to:
c (r, θ) {heated} = c (r, θ)
+ ΔT (r, θ) [d / dTc (r, θ)]
(26)
Where ΔT (r, θ) is the temperature distribution resulting from local heating of the tissue, and c (r
, Θ) is a sound velocity map of human tissue at ambient human temperature, and d / dT
c (r, θ) is the differential change in the speed of sound with respect to temperature. For example, the human body at 37 ℃
In the tissue of the liver, c (r) θ) = 1596 m / sec, and d / dTc (r, θ
) = 0.96 m / (sec- ° C.). By laser or microwave heating
ΔT = 5 ° C temperature change due to local heating of the liver is [c (r, θ)-1] △ T (
r, θ)] [d / dTc (r, θ)] = 0.3% of change in sound velocity
.
As defined by the method in Chapters AF, the present invention locally adds a certain amount of tissue.
Heat and then combine by forming the speed of sound of this tissue directly into the image.
It can be used to generate images of sound velocity and temperature. Alternatively,
Two images for local heating of a certain amount of tissue and for creating an image of the next temperature distribution.
It is also possible to make sonic images of tissue before and after image subtraction or division.
J. Other examples
In this embodiment, a periodic time-varying signal is sequentially transmitted from each transducer into the medium.
It involves the use of a periodic broadband acoustic holographic generation signal. This signal
It has a center frequency of 1 MHz, a frequency bandwidth of 600 kHz, and
Repeated every second. The Fourier transform of this signal is 687 kHz to 1.2
5
Of 10 discrete frequencies evenly spaced up to 62.5 kHz up to MHz
Composed of combinations. The relative acoustic signal strength of this discrete frequency component is
It is almost uniform over the wave number range. The relative phase of this discrete frequency component is periodic
It is irregular to provide a nearly flat time response of the time varying signal. Tiger
Approximately 270 ms, which is twice the acoustic travel time across the diameter of the transducer ring
After this, the wideband signal reaches a steady state. After this time, each receiver has 1
Encounters a time varying signal that repeats every 6 microseconds. 4MHz data rate
Data is acquired and stored from each receiver for 16 milliseconds at. This acquisition method
Is repeated with each transducer acting as a sound transmitter. This time variation
The Fourier transform of the receiver signal of the digitization is 62.5 kHz (1
/ (16 milliseconds)). This data set is 650 kHz
From 10 to 1.25 MHz with 10 discrete frequencies separated by 62.5 kHz
Obtained by the acquisition method described in Chapters C and D, where separate data sets are acquired
Comparable to the data. However, the total acquisition time was reduced to 3 seconds with the broadband acquisition method.
Be done.
Another embodiment of the present invention also includes a transducer array geometry.
I also have. These other examples include, for example, abdomen, female breast, cranial cavity,
Sounds to various parts of the human body, including the neck, arms, and thighs, or other inhuman subjects
It would be suitable to facilitate the coupling of the acoustic waves. Images of the abdominal region of a human patient
An embodiment designed to make is shown in FIG. Mammography examination
The device is shown in FIG. In this example, 1024 transducers
A ring of sa-80 is placed in an aquarium so that a complete scan of the female breast 86 is obtained.
It is vertically movable within an oil tank 82 surrounding 84. These images are the figures
It can be viewed separately, as shown in 10, or it can display a three-dimensional image of the breast.
It can also be combined in the computer to show. Other embodiments include arms and legs.
It has similar devices for making images of arteries and veins of the. Also, another embodiment is
A ring consisting of an acoustic transducer that does not exist on the locus of a circle, an image forming pair
A ring of transducers that do not completely surround the elephant's medium, partially on the medium
A set of transducers of various lengths circumscribing the body and the image forming object
Of transducers arranged in parallel rows on opposite sides of the medium
have. In another embodiment, the medium shown in FIG.
The use of a rubber fluid-filled bag to couple acoustic waves. Various numbers of tran
Sujusers are available, but the number should be at least eight.
, As mentioned above, the transducers may exceed half a wavelength of the transmitted acoustic wave.
It is preferable that they are separated by no distance. For non-circular arrays, the algorithm obtained above
The system should be recalculated to take into account the appropriate boundary conditions.
Another embodiment is a radio wave, microwave, infrared light, visible light, or ultraviolet light image forming apparatus.
Has an energy spectrum ranging from 1 MHz to x-ray energy including
It relates to the application of the invention for probing a medium with electromagnetic waves.
Tested this prototype at frequencies in the range 500kHz to 1.25MHz
Good results, but these ranges are from 100kHz to 1.5MHz
It seems that this technology can be extended.
The preferred embodiment described above uses the same transducer for broadcast and reception.
I used a separate means for broadcasting and receiving a ring on the broadcasting transducer.
It is also possible to rotate separate means for broadcasting and receiving around the medium to simulate.
It A similar configuration was used to rotate the receiver to mimic the ring of the receiving transducer.
It could be arranged to roll.
The reader should interpret the above embodiments of the present invention as examples and the scope of the present invention.
Should be determined by the appended claims and their legal equivalents.
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フロントページの続き
(81)指定国 EP(AT,BE,CH,DE,
DK,ES,FR,GB,GR,IE,IT,LU,M
C,NL,PT,SE),JP
(72)発明者 パーマー,ダグラス,エー.
アメリカ合衆国,カリフォルニア州
92107,サン ディエゴ,ツリーエスタ
ドライブ 1224
(72)発明者 オットー,グレゴリー
アメリカ合衆国,カリフォルニア州
92129,サン ディエゴ,アズアガ #イ
―202 9919
(72)発明者 クラム,ロバート,エム.
アメリカ合衆国,カリフォルニア州
92065,ロモーナ,ブラック キャニオン
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Continued front page
(81) Designated countries EP (AT, BE, CH, DE,
DK, ES, FR, GB, GR, IE, IT, LU, M
C, NL, PT, SE), JP
(72) Inventor Palmer, Douglas, A.
California, United States
92107, San Diego, Tree Esta
Drive 1224
(72) Inventor Otto, Gregory
California, United States
92129, San Diego, Azaga # Lee
―202 9919
(72) Inventor Crum, Robert, Em.
California, United States
92065, Romana, Black Canyon
2348