WO2015005354A1 - 超音波診断装置 - Google Patents

超音波診断装置 Download PDF

Info

Publication number
WO2015005354A1
WO2015005354A1 PCT/JP2014/068211 JP2014068211W WO2015005354A1 WO 2015005354 A1 WO2015005354 A1 WO 2015005354A1 JP 2014068211 W JP2014068211 W JP 2014068211W WO 2015005354 A1 WO2015005354 A1 WO 2015005354A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
coefficient
transmission frequency
function
calculation unit
reception
Prior art date
Application number
PCT/JP2014/068211
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
将則 久津
慎吾 吉澤
Original Assignee
日立アロカメディカル株式会社
Priority date (The priority date 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 date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by 日立アロカメディカル株式会社 filed Critical 日立アロカメディカル株式会社
Priority to CN201480039633.1A priority Critical patent/CN105377142B/zh
Priority to US14/902,904 priority patent/US20160146929A1/en
Publication of WO2015005354A1 publication Critical patent/WO2015005354A1/ja

Links

Images

Classifications

    • GPHYSICS
    • G01MEASURING; TESTING
    • G01SRADIO DIRECTION-FINDING; RADIO NAVIGATION; DETERMINING DISTANCE OR VELOCITY BY USE OF RADIO WAVES; LOCATING OR PRESENCE-DETECTING BY USE OF THE REFLECTION OR RERADIATION OF RADIO WAVES; ANALOGOUS ARRANGEMENTS USING OTHER WAVES
    • G01S7/00Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00
    • G01S7/52Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00 of systems according to group G01S15/00
    • G01S7/52017Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00 of systems according to group G01S15/00 particularly adapted to short-range imaging
    • G01S7/52046Techniques for image enhancement involving transmitter or receiver
    • G01S7/52047Techniques for image enhancement involving transmitter or receiver for elimination of side lobes or of grating lobes; for increasing resolving power
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61BDIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/44Constructional features of the ultrasonic, sonic or infrasonic diagnostic device
    • A61B8/4483Constructional features of the ultrasonic, sonic or infrasonic diagnostic device characterised by features of the ultrasound transducer
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61BDIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/44Constructional features of the ultrasonic, sonic or infrasonic diagnostic device
    • A61B8/4483Constructional features of the ultrasonic, sonic or infrasonic diagnostic device characterised by features of the ultrasound transducer
    • A61B8/4488Constructional features of the ultrasonic, sonic or infrasonic diagnostic device characterised by features of the ultrasound transducer the transducer being a phased array
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61BDIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/52Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/5207Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves involving processing of raw data to produce diagnostic data, e.g. for generating an image
    • GPHYSICS
    • G01MEASURING; TESTING
    • G01SRADIO DIRECTION-FINDING; RADIO NAVIGATION; DETERMINING DISTANCE OR VELOCITY BY USE OF RADIO WAVES; LOCATING OR PRESENCE-DETECTING BY USE OF THE REFLECTION OR RERADIATION OF RADIO WAVES; ANALOGOUS ARRANGEMENTS USING OTHER WAVES
    • G01S15/00Systems using the reflection or reradiation of acoustic waves, e.g. sonar systems
    • G01S15/88Sonar systems specially adapted for specific applications
    • G01S15/89Sonar systems specially adapted for specific applications for mapping or imaging
    • G01S15/8906Short-range imaging systems; Acoustic microscope systems using pulse-echo techniques
    • G01S15/8909Short-range imaging systems; Acoustic microscope systems using pulse-echo techniques using a static transducer configuration
    • G01S15/8915Short-range imaging systems; Acoustic microscope systems using pulse-echo techniques using a static transducer configuration using a transducer array
    • GPHYSICS
    • G10MUSICAL INSTRUMENTS; ACOUSTICS
    • G10KSOUND-PRODUCING DEVICES; METHODS OR DEVICES FOR PROTECTING AGAINST, OR FOR DAMPING, NOISE OR OTHER ACOUSTIC WAVES IN GENERAL; ACOUSTICS NOT OTHERWISE PROVIDED FOR
    • G10K11/00Methods or devices for transmitting, conducting or directing sound in general; Methods or devices for protecting against, or for damping, noise or other acoustic waves in general
    • G10K11/18Methods or devices for transmitting, conducting or directing sound
    • G10K11/26Sound-focusing or directing, e.g. scanning
    • G10K11/34Sound-focusing or directing, e.g. scanning using electrical steering of transducer arrays, e.g. beam steering
    • G10K11/341Circuits therefor
    • G10K11/346Circuits therefor using phase variation

Definitions

  • the present invention relates to an ultrasonic diagnostic apparatus (Ultrasonic Diagnosis Apparatus), and more particularly to processing for suppressing unnecessary components such as side lobe components included in beam data.
  • Ultrasonic Diagnostic apparatus Ultrasonic Diagnosis Apparatus
  • the ultrasonic diagnostic apparatus is an apparatus that transmits / receives ultrasonic waves to / from a living body such as a human body and forms an ultrasonic image based on a reception signal obtained thereby.
  • a transmission beam and a reception beam are formed.
  • Each of the plurality of reception signals output from the array transducer is subjected to delay processing and then added, whereby beam data as a reception signal after phasing addition (after delay addition) is obtained.
  • reception dynamic focus is applied in which the reception focus point is moved in the depth direction in accordance with the movement of the reception sample point in the depth direction.
  • the received signal after the phasing addition includes various unnecessary signal components in addition to the signal component corresponding to the main lobe (main lobe component). Such unnecessary signal components are caused by side lobes, grating lobes and the like.
  • unnecessary signal components included in them are generally observed as variations in phase (instantaneous amplitude) in the element arrangement direction (channel direction).
  • a coefficient for gain adjustment is calculated based on the variation (or degree of uniformity) of the phase in the element arrangement direction, and the coefficient is multiplied by the beam data after phasing addition. .
  • such a coefficient takes a value in the range of 0-1.
  • the unnecessary signal components are relatively small and the main lobe component can be regarded as dominant, so that a larger value is calculated as the coefficient.
  • the unnecessary signal component is relatively large, so that a smaller value is calculated as the coefficient.
  • CF Coherence Factor
  • GCF Generalized Coherence Factor
  • SCF Signal Coherence Factor
  • GSCF Generalized Sign Coherence Factor
  • STF Signal Transit Factor
  • PCF Phase Coherence Factor
  • the set sound speed c that is the basis for calculating the delay time used in the delay processing for each received signal. If 0 is different from the actual sound speed c in the living body, the phases of the main lobe components are not aligned after the phasing process. Recently, although the sound speed correction technology is becoming widespread, it is still difficult to make the calculated sound speed completely coincide with the actual sound speed.
  • phase irregularity in the element arrangement direction is inevitably caused to be larger or smaller.
  • phase unevenness becomes larger as the transmission frequency (basically the same as the reception frequency) is higher. This is because the higher the transmission frequency, the faster the phase change on the time axis of each received signal, and the greater the phase shift in the element arrangement direction.
  • the transmission frequency is increased, the coefficient value becomes smaller and the beam data is further suppressed.
  • the main lobe component that is not desired to be suppressed is excessively suppressed.
  • An object of the present invention is to prevent the main lobe component from being excessively suppressed in the unnecessary signal component suppression processing in the ultrasonic diagnostic apparatus.
  • the effect of changing the transmission frequency is to be eliminated or alleviated.
  • An ultrasonic diagnostic apparatus includes: a receiving unit that applies delay processing and addition processing to a plurality of reception signals output from an array transducer including a plurality of vibration elements to output beam data; and the delay A calculation unit that calculates a coefficient for changing the gain of the beam data with reference to all or a part of a plurality of reception signals after processing and before the addition processing, and after the delay processing and before the addition processing
  • a coefficient calculation unit that calculates the coefficient so that the beam data is more suppressed as the variation in the phase in the element arrangement direction of all or a part of the plurality of received signals increases, and the beam based on the coefficient A degree of suppression in the suppression process for the beam data as the transmission frequency is higher Computing the coefficient to become smaller, it is characterized in.
  • the coefficient for varying the gain of the beam data generated by the delay addition process (phased addition process) based on all or part of the plurality of received signals after the delay process and before the addition process In other words, a coefficient for suppressing the beam data is calculated.
  • the coefficient is calculated so that the higher the transmission frequency (generally the same as the reception frequency) is, the more the degree of suppression of the beam data is more relaxed.
  • the higher the transmission frequency the more the instantaneous amplitude (or phase) of the received signal component corresponding to the main lobe is not aligned, so the main lobe signal component is not excessively suppressed in addition to the unnecessary signal component. It is what you want to do.
  • the above gain adjustment may be performed on the beam data before detection.
  • the coefficient calculation unit calculates the coefficient based on a function for obtaining the coefficient from the phase variation, and an input condition of the function is changed according to the transmission frequency, or a parameter in the function The value is changed.
  • the calculation based on the above function may be realized by a processor that performs a program operation, or may be realized by dedicated hardware.
  • CF Coherence Factor
  • GCF Generalized Coherence Factor
  • SCF Signal Coherence Factor
  • GSCF Generalized Sign Coherence Factor
  • STF Synign Transit Factor
  • PCF Phase Coherence Factor
  • an exponent correction method that changes the magnitude of the exponent as a parameter value in the function an offset value correction method that changes the magnitude of the offset value as a parameter value in the function, the number of input signals given to the function, or Examples include an input condition correction method for changing the configuration.
  • an interval correction method or the like that changes the size of the reference interval may be employed.
  • the coefficient calculation unit varies an input opening for selecting a plurality of reception signals to be given to the function from a plurality of reception signals after the delay processing and before the addition processing, according to the transmission frequency.
  • the number of received signals given to the function is corrected according to the transmission frequency.
  • the phase shift due to the sonic velocity mismatch is smaller near the center of the aperture.
  • the input aperture is an aperture included in a reception aperture that spreads in the element array direction to form a reception beam.
  • the input aperture is separate from the receive aperture.
  • the reception aperture is dynamically changed according to the depth of the reception sample point. At that time, the input opening may be changed in conjunction. In either case, the input aperture is the same or smaller than the receive aperture. However, in terms of calculation, the input aperture may virtually exceed the reception aperture.
  • the input aperture is changed according to the depth of the reception sample point on the reception beam.
  • variable aperture control is executed simultaneously with the reception dynamic focus, the input aperture is dynamically varied in conjunction with them. It is possible to make the reception aperture coincide with the input aperture. In this case, the reception aperture size at each depth is changed according to the transmission frequency.
  • the coefficient calculation unit includes a parameter value variable unit that varies an index or an offset value in the function as the parameter value according to the transmission frequency. If the exponent or offset value is corrected, the characteristics of the function can be easily changed.
  • the function calculates the coefficient based on a DC neighborhood component included in an amplitude distribution in an element arrangement direction configured based on all or part of a plurality of received signals after the delay processing and before the addition processing.
  • the coefficient calculation unit includes a section variable unit that varies the size of a section that defines the direct current vicinity component as the parameter value based on the transmission frequency. According to this correction, it is possible to reduce or prevent the excessive suppression of the main lobe component by changing the sensitivity of the unnecessary signal component.
  • FIG. 1 shows a preferred embodiment of an ultrasonic diagnostic apparatus according to the present invention
  • FIG. 1 is a block diagram.
  • This ultrasonic diagnostic apparatus is used in the medical field, and is an apparatus that forms an ultrasonic image based on a reception signal obtained by transmitting and receiving ultrasonic waves to and from a living body.
  • the ultrasonic diagnostic apparatus has a function of suppressing unnecessary signal components.
  • reference numeral 10 denotes an array transducer.
  • the array vibrator 10 is composed of a plurality of vibration elements. Each vibration element converts an electric signal into an ultrasonic wave, and also converts an ultrasonic wave into an electric signal.
  • the array transducer 10 is a 1D array transducer, but a 2D array transducer can be used instead.
  • An ultrasonic beam is formed by the array transducer 10, and the ultrasonic beam is electronically scanned.
  • an electronic scanning method an electronic linear scanning method, an electronic sector scanning method, and the like are known.
  • the transmission unit 12 is a transmission beam former, and a plurality of transmission signals having a predetermined delay relationship are supplied from the transmission unit 12 to the array transducer 10 at the time of transmission. As a result, a transmission beam is formed on the array transducer 10.
  • the transmission unit 12 is a transmission processor or a transmission circuit. At the time of reception, when a reflected wave from the living body is received by the array transducer 10, a plurality of reception signals are output from the array transducer 10 to the receiving unit 13.
  • the reception unit 13 is a reception beamformer, which performs delay processing on a plurality of reception signals and then performs addition processing, thereby generating beam data corresponding to the reception beam.
  • the receiving unit 13 is a receiving processor or a receiving circuit.
  • the receiving unit 13 includes a preprocessing circuit 14, a delay circuit 16, an adder circuit 18, and the like.
  • the pre-processing circuit 14 includes a plurality of processors provided corresponding to a plurality of received signals, and each processor includes a preamplifier, an A / D converter, a gain adjuster, and the like. When executing the weighting process in the reception aperture, the preprocessing circuit 14 executes the process.
  • the delay circuit 16 includes a plurality of delay devices provided corresponding to a plurality of received signals. In each delay unit, processing for delaying the received signal by the delay time set by the transmission / reception control unit is executed. The delay time is calculated in advance according to the position of the reception focus point (reception sample point), the beam steering direction, and the like.
  • the addition processing circuit 18 performs addition processing on a plurality of reception signals after delay processing, and thereby beam data is obtained as reception signals after phasing addition.
  • the addition processing circuit 18 is composed of, for example, one or a plurality of adders.
  • the reception signal output from the receiving unit 13, that is, the beam data is detected by the detector 20, and the beam data after the detection processing is sent to a subsequent image processing circuit (not shown) via the multiplier 22.
  • the detector 20 is a detection circuit.
  • the multiplier 22 functions as a gain adjustment circuit or functions as an unnecessary signal component suppression circuit.
  • the multiplier 22 is a multiplication circuit.
  • the multiplier 22 multiplies the beam data by the coefficient calculated by the coefficient calculation unit 24 described below, thereby suppressing unnecessary signal components.
  • the coefficient corresponds to the gain value.
  • a coefficient indicating the degree of signal attenuation may be calculated.
  • the coefficient calculation unit 24 includes a correction unit 26 as described below.
  • a plurality of received signals are branched and extracted between the delay circuit 16 and the adder circuit 18, and the extracted plurality of received signals are input to the coefficient calculation unit 24.
  • the coefficient calculation unit 24 is realized as dedicated hardware or a processor that performs a program operation.
  • the coefficient calculation unit 24 calculates the above-described coefficient based on phase variation (that is, amplitude distribution) in the element arrangement direction based on a plurality of received signals.
  • a correction unit 26 is provided so that excessive signal suppression does not occur according to the transmission frequency, and the characteristic of a function for calculating a coefficient is variably set by the correction unit 26. .
  • the coefficient calculation unit 24 refers to the amplitude waveform in the element arrangement direction for each received sample point at each depth, and calculates a coefficient based on the amplitude waveform.
  • the element arrangement direction is the arrangement direction of the received signals. By observing the variation of the phase, that is, the instantaneous amplitude along such a direction, it is possible to evaluate later whether or not the delay processing result is appropriate.
  • the correction unit 26 is a correction processor or a correction circuit.
  • the control unit 27 is constituted by a CPU that executes an operation program. That is, the control unit 27 is a control processor.
  • the control unit 27 performs operation control of each component shown in FIG. 1, and particularly controls transmission / reception processing.
  • the operation panel 28 is configured by a keyboard, a trackball, and the like, and parameter values and the like input by the user can be input to the control unit 27 using the operation panel 28.
  • information representing the transmission frequency selected automatically or by the user is sent from the control unit 27 to the correction unit 26.
  • the correction unit 26 may be realized as a function of the control unit 27.
  • coefficient (gain coefficient) for suppressing unnecessary signal components examples include CF, GCF, SCF, GSCF, STF, and PCF as described above. Both are coefficients corresponding to the magnitude of variation of the amplitude waveform (amplitude distribution, amplitude profile) in the element arrangement direction. Exponential correction method, input aperture correction method, offset value correction method, reference band correction method, etc. are examples of methods for changing the characteristics (degree of suppression) of functions for calculating these coefficients according to the transmission frequency. It is done. It is desirable that a correction method suitable for the nature and situation of the coefficient is selectively adopted.
  • the exponent correction method is a method of adjusting the degree of suppression by changing the value of the exponent in the function according to the transmission frequency.
  • the input aperture correction method is a method of adjusting the degree of suppression by reducing the apparent variation by changing the configuration (particularly the number of signals) of the received signal sequence given to the function according to the transmission frequency.
  • the offset value correction method is a method of adjusting the degree of suppression by adding an offset value to a function and changing the magnitude of the offset value according to the transmission frequency.
  • the reference band correction method is a method of adjusting the degree of suppression by varying the size of the section (band) to be referred to on the spectrum of the amplitude waveform in the element arrangement direction according to the transmission frequency. Other methods may be used.
  • CF is calculated by the following equation (1), for example.
  • Si represents the i-th received signal after delay processing and before addition processing.
  • i is an integer from 1 to N.
  • N reception signals correspond to reception openings.
  • the CF is sequentially calculated for each received sample point at each depth.
  • the denominator is the sum of absolute values of N received signals, and the sign of each received signal is not considered.
  • the denominator is provided for standardization.
  • the numerator is the absolute value of the sum of the N received signals, and the sign is taken into account in the addition. Therefore, the numerator shows the phase variation (non-uniformity) of the N received signals.
  • the exponent correction method described above can be used.
  • the exponent p in the function shown in the following equation (2) is used.
  • GCF is calculated by the following equation (3), for example.
  • the denominator of the equation (3) indicates the total power value for the spectrum of the amplitude waveform in the element array direction, and the numerator of the equation indicates the power value of the DC vicinity component including the DC component in the spectrum.
  • the vicinity of DC is defined as a range from DC to a certain frequency, and its width (band) is designated by M shown below, for example.
  • SCF is calculated by the following equation (5), for example.
  • a function in which an exponent correction method is already incorporated is shown.
  • i indicates the number of the received signal. In the following, i takes a value from 0 to N-1.
  • Bi in the above equation (5) is defined by the following equation (6). That is, bi is a binarized version of the received signal.
  • the above equation (5) includes the content of calculating the integrated value (average value) as a variation for the binarized signal sequence.
  • GSCF is defined by the following equation (7), for example.
  • Each received signal is also binarized in the GSCF. Based on this assumption, the GSCF is obtained by calculating [power value of DC nearby component] / [total power value of spectrum] in the same manner as the GCF. N indicates the number of received signals, and M is a parameter value that defines the DC neighborhood as described above. When the exponent correction method is applied to this GSCF, the function shown in the following equation (8) is used.
  • STF is defined by the following equation (9), for example.
  • equation (9) the depth k of the received sample point is clearly indicated.
  • an index q according to the index correction method is incorporated.
  • the index q is changed according to the transmission frequency.
  • the above equation (11) is a sign inversion detector, and ci (k) becomes 1 when a sign inversion portion is detected in the element array direction.
  • the number of code determinations in the element arrangement direction indicates the degree of variation in the amplitude waveform in the same direction, and the STF is defined as in the above equation (9) to reflect this.
  • typical coefficients have been described. A description of the PCF and other coefficients is omitted.
  • FIG. 2 shows a first example of the coefficient calculation unit.
  • the coefficient calculation unit 24A shown in FIG. 2 executes the above-described equation (2).
  • the coefficient calculation unit 24A includes a p variable unit 26A that varies the index p.
  • the p variable unit 26A variably sets the index p based on the transmission frequency F.
  • the p variable device 26A functions as a parameter changing unit, and is configured by a processor or a circuit.
  • Other variable units described below also function as parameter changing units and are configured by a processor or a circuit. *
  • FIG. 3 the relationship between x and
  • a graph 101 shows a case where p is 0.5
  • a graph 102 shows a case where p is 0.7
  • a graph 103 shows a case where p is 1.0
  • a graph 104 shows that p is p.
  • the case of 1.5 is shown
  • the graph 105 shows the case where p is 2.0
  • the graph 106 shows the case where p is 3.0.
  • by variably setting the value of p it is possible to correct the characteristic of the function in the above equation (2), that is, it is possible to manipulate the value of the coefficient CF according to the transmission frequency. is there.
  • the higher the transmission frequency is the less the value of the coefficient is lowered, and the problem that the main lobe component is reduced more than necessary can be prevented.
  • the exponent can be set to a larger value so that unnecessary signal components can be more positively suppressed.
  • FIG. 4 shows a second example of the coefficient calculation unit.
  • the coefficient calculation unit 24B executes the above-described equation (1).
  • the coefficient calculation unit 24B has a reference aperture varying device 30B.
  • the reference aperture varying device 30B is configured to variably set the number of received signals given to the equation (1), that is, the size of the input aperture, according to the transmission frequency F. This is one mode of the correction unit shown in FIG.
  • the reference aperture varying device described above sets a larger input aperture W0 when the transmission frequency is low, and a smaller input aperture when the transmission frequency F is high.
  • Set W1 the amplitude distribution in the element arrangement direction is shown in the upper part of FIG.
  • the center of the amplitude distribution corresponds to the center of the main beam.
  • the input opening that is, the reference opening may be switched continuously or may be switched stepwise.
  • the input aperture is usually set in the receive aperture and in practice does not exceed the receive aperture. This will be described later with reference to FIGS.
  • the variable method of the input opening as described above it is possible to correct the function effect by changing the apparent variation degree by manipulating the number of input signals. This can alleviate the problem that the main lobe component is unnecessarily reduced when the transmission frequency is increased.
  • FIG. 6 shows a third example of the coefficient calculation unit.
  • the coefficient calculation unit 24C is a module that calculates a value obtained by adding an offset value to the equation (1).
  • the offset value is ⁇
  • the portion corresponding to the right side of (1) is multiplied by the weight (1- ⁇ ).
  • the coefficient calculator 24C includes an ⁇ variable unit 32C, and the ⁇ variable unit 32C variably sets an offset value ⁇ as a parameter value based on the transmission frequency F.
  • the offset value ⁇ is set so that the offset value ⁇ increases as the frequency F of the transmission signal increases so that the reduction degree correction means is realized.
  • the horizontal axis represents the value in the bracket in the calculation formula shown in FIG. 6, and the vertical axis represents the coefficient CF.
  • FIG. 8 shows a fourth example of the coefficient calculation unit.
  • the coefficient calculation unit 24D executes the above equation (3).
  • the coefficient calculation unit 24D includes an M variable unit 32.
  • the M variable device 32 variably sets the band M defining the vicinity of DC according to the transmission frequency F.
  • the M variable device 32 functions as a section changing unit.
  • FIG. 9 shows the spectrum of the amplitude waveform in the element array direction.
  • the horizontal axis indicates the frequency
  • the vertical axis indicates the power for each frequency.
  • the left end on the frequency axis corresponds to DC. If the signal waveform in the element array direction is completely flat, such as a straight line, the total energy is concentrated on the DC in the spectrum, but if there is variation or change in the signal waveform, the spectrum will be in the frequency axis. It will spread to the upper high. In this case, since the DC vicinity component (filled portion in FIG. 9) varies depending on the degree of variation, GCF is set as a coefficient with reference to this.
  • the above-described M variable device variably sets the band M that defines the vicinity of DC in accordance with the transmission frequency. Specifically, the magnitude of M is increased as the transmission frequency becomes higher. As a result, the ratio of the area in the vicinity of the DC can be manipulated in relation to the area of the entire spectrum, so that the main lobe component is reduced more than necessary when the transmission frequency is increased. It can be reduced or eliminated.
  • FIG. 10 shows a fifth example of the coefficient calculation unit.
  • the coefficient calculation unit 24E executes the above equation (4).
  • the coefficient calculator 24E has a p calculator 26E, and the index p is variably set according to the transmission frequency. With such a configuration, the exponent correction method shown in the equation (4) is realized.
  • FIG. 11 shows a sixth example of the coefficient calculation unit.
  • the coefficient calculation unit 24F executes the above equation (3), and the input aperture correction method is applied to it.
  • the coefficient calculation unit 24F has a reference aperture variable unit F that functions as an input aperture variable unit, and the reference aperture variable unit 30F variably sets the input aperture, that is, the reference aperture based on the transmission frequency F. Yes.
  • the number of input signals can be manipulated, that is, for example, the degree of apparent variation can be reduced, so that the main frequency is increased when the transmission frequency is increased. It is possible to reduce the problem that the lobe component is excessively suppressed.
  • FIG. 12 shows a seventh example of the coefficient calculation unit.
  • the coefficient calculation unit 24G calculates a function when the offset value variable method is applied to the above-described equation (3).
  • the offset value ⁇ is variably set by the ⁇ variable unit 32F.
  • the ⁇ variable device 32F variably sets the offset value ⁇ in accordance with the transmission frequency F.
  • FIG. 13 shows an eighth example of the coefficient calculation unit.
  • the coefficient calculation unit 24H executes the above-described equation (5), that is, calculates the SCF as a coefficient.
  • the coefficient calculation unit 24H includes a binarizer 34H and a p variable device 26H as shown in the figure.
  • the binarizer 34H executes the above equation (6).
  • the p variable device 26H variably sets the index p based on the transmission frequency F as one aspect of the reduction degree correction means.
  • the binarizer 34H is a processor or a circuit. The same applies to the binarizer described below.
  • FIG. 14 shows a ninth example of the coefficient calculation unit.
  • the coefficient calculation unit 24I calculates the above-described SCF, and includes a binarizer 34I and a reference aperture variable device 30I.
  • the reference aperture varying device 30I constitutes one aspect of the correction unit, and thereby manipulates the number of input signals given to the function for calculating the SCF, thereby changing the apparent variation, thereby changing the characteristic of the SCF function. ing.
  • FIG. 15 shows a tenth example of the coefficient calculation unit.
  • the coefficient calculation unit 24J calculates the SCF in the same manner as described above. However, the correction based on the above-described offset correction method is applied to the function for calculating the SCF.
  • the coefficient calculation unit 24J includes a binarizer 34J and an ⁇ variable device 32J.
  • the ⁇ variable device 32J variably sets the offset value ⁇ based on the transmission frequency F.
  • FIG. 16 shows an eleventh example of the coefficient calculation unit.
  • the coefficient calculation unit 24K calculates GSCF based on the above-described equation (7).
  • the coefficient calculator 24K includes a binarizer 34K and a p variable device 26K as shown in the figure.
  • the GSCF is a modified version of the GCF, that is, an input signal converted into a binary signal.
  • the index p is variably set according to the transmission frequency F by the p variable device 26K. This can alleviate the problem of excessive suppression of the main lobe component.
  • FIG. 17 shows a twelfth example of the coefficient calculation unit.
  • the coefficient calculation unit 24L calculates the GSCF in the same manner as described above, and thus has a binarizer 34L.
  • a reference aperture variable device 30L is provided as an adjustment unit, and an input aperture as a reference aperture is variably set based on the transmission frequency F.
  • FIG. 18 shows a thirteenth example of the coefficient calculation unit.
  • the coefficient calculator 24M calculates GSCF in the same manner as described above. That is, the offset ⁇ is incorporated in the function for calculating it.
  • the function calculation unit 24M has a binarizer 34M for calculating the GSCF, and also has an ⁇ variable unit 32M that constitutes a reduction degree adjusting means.
  • An offset ⁇ is variably set based on the transmission frequency F by the ⁇ variable device 32M.
  • the array transducer 36 is composed of a plurality of vibration elements arranged in a straight line.
  • the ultrasonic beam 38 indicates a transmission beam and a reception beam, and the ultrasonic beam 38 is scanned electronically.
  • a reception aperture 40 is set around the central axis of the ultrasonic beam 38. That is, received signals from a plurality of receiving elements constituting the inside of the receiving aperture 40 are subjected to phasing addition processing.
  • the input aperture is indicated by reference numeral 42.
  • the input aperture 42 is a constant aperture centered on the ultrasonic beam 38, and its size is variably set according to the transmission frequency as described above.
  • the input opening 42 is equal to or set inside the reception opening 40. That is, the input opening 42 adjusts the number of reference signals in the actually obtained received signal sequence.
  • the state where the ultrasonic beam is electronically scanned and the ultrasonic beam reaches the end is indicated by reference numeral 44.
  • the reception opening 46 is set and the input opening 48 is set.
  • the control is performed on the assumption that a virtual transducer 36A further exists at the end of the array transducer 36 in appearance.
  • the effective reception aperture is in the range indicated by reference numeral 50
  • the effective input aperture is in the range indicated by reference numeral 52. In this case, one end of both is aligned with one end of the array transducer 36.
  • the control example shown in FIG. 19 is merely an example. In any case, in the present embodiment, the reception aperture and the input aperture are set independently, and each is controlled independently according to its purpose.
  • FIG. 20 shows changes in the reception aperture and the input aperture according to the depth.
  • An ultrasonic beam 50 is shown in a direction orthogonal to the array transducer 36. The direction indicated by the ultrasonic beam 50 corresponds to the depth direction.
  • five depths d1 to d5 are shown.
  • the full opening 54 is set as the reception opening, and the input opening 56 is set therein.
  • a slightly smaller receiving opening 58 is set, and the input opening 60 is set within the range.
  • the sizes of the input openings 56 and 60 are maintained in such deep portions d4 and d5.
  • the reception opening 62 and the input opening 64 coincide with each other at an intermediate depth d3 slightly shallower than them.
  • the input opening 64 also coincides with the input openings 56 and 60 described above.
  • the reception opening 66 and the input opening 68 coincide with each other, but they are set as a range smaller than the reception opening and the input opening set at a deeper place.
  • the shallowest depth d1 and the reception aperture 70 and the input aperture 72 coincide with each other at the depth d1, but they are smaller than the reception aperture and the input aperture set at a deeper point. It is set as a range.
  • the reception aperture and the input aperture are set independently, or the respective sizes are set depending on the depth according to their purpose.
  • the size of the input range is variably set according to the level of the transmission frequency. For example, when the transmission frequency is increased, the size of the input aperture is reduced at each depth, thereby making the reference variation apparently smaller, and as a result, the coefficient value becomes smaller than necessary. Is prevented.
  • the magnitude of the coefficient can be manipulated according to the transmission frequency, even the main lobe component is more than necessary as unnecessary signal components are suppressed. It is possible to eliminate or reduce the problem of being suppressed. As a result, the image quality of the ultrasonic image can be maintained or improved.
  • the sound speed correction unit is not provided.
  • such a circuit may be additionally provided, and control based on the sound speed in the living body may be realized when calculating transmission / reception delay data. . Even in such a case, since the sound speed of each part in the living body is slightly different, it is desirable to apply the correction according to the transmission frequency as described above.
  • a single processor that executes a plurality of functions that they have may be provided, or a plurality of functions that they have instead of a plurality of circuits may be provided.
  • a single circuit to perform may be provided.
  • a plurality of processors that execute the function may be provided instead of the individual processors, or a plurality of circuits that execute the function may be provided instead of the individual circuits.

Landscapes

  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Remote Sensing (AREA)
  • Radar, Positioning & Navigation (AREA)
  • Acoustics & Sound (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Computer Networks & Wireless Communication (AREA)
  • Gynecology & Obstetrics (AREA)
  • Multimedia (AREA)
  • Computer Vision & Pattern Recognition (AREA)
  • Ultra Sonic Daignosis Equipment (AREA)
  • Measurement Of Velocity Or Position Using Acoustic Or Ultrasonic Waves (AREA)

Abstract

 超音波診断装置は係数演算部を有する。係数演算部は、素子配列方向に並ぶ複数の受信信号における位相のばらつきに基づいて係数を演算する。その係数が整相加算後のビームデータに対して乗算される。補正部は送信周波数に基づいて係数が必要以上に小さくならないようにする。これによりメインローブ成分の過剰な抑圧が解消又は軽減される。

Description

超音波診断装置
 本発明は超音波診断装置(Ultrasonic Diagnosis Apparatus)に関し、特に、ビームデータに含まれるサイドローブ成分等の不要成分を抑圧する処理に関する。
 超音波診断装置は、人体等の生体に対して超音波を送受波し、これにより得られた受信信号に基づいて超音波画像を形成する装置である。超音波の送受信に際しては、送信ビーム及び受信ビームが形成される。ここでは、後者について説明する。アレイ振動子から出力された複数の受信信号に対してそれぞれ遅延処理が施された上でそれらが加算され、これにより整相加算後(遅延加算後)の受信信号としてのビームデータが得られる。通常、受信ビームの形成に当たっては、受信サンプル点の深さ方向への移動に合わせて受信フォーカス点を深さ方向へ移動させる受信ダイナミックフォーカスが適用される。
 整相加算後の受信信号には、メインローブに対応する信号成分(メインローブ成分)の他、各種の不要信号成分が含まれる。そのような不要信号成分は、サイドローブ、グレーティングローブ等に起因して生じるものである。遅延処理後であって加算処理前の複数の受信信号列に着目すると、それらに含まれる不要信号成分は、一般に、素子配列方向(チャンネル方向)における位相(瞬時振幅)のばらつきとして観測される。これを利用して不要信号成分を低減する手法が幾つか提案されている。そのような手法は、素子配列方向における位相のばらつき(あるいは一様性の度合い)に基づいてゲイン調整のための係数を演算し、その係数を整相加算後のビームデータに乗算するものである。例えば、そのような係数は0~1の範囲内の値をとる。遅延処理後の複数の受信信号間において位相が揃っていればいるほど、不要信号成分が相対的に小さく、メインローブ成分が支配的であるとみなせるので、係数としてより大きな値が演算される。逆に、遅延処理後の複数の受信信号間において位相が不揃いであればあるほど、不要信号成分が相対的に大きいとみなせるので、係数としてより小さな値が演算される。
 そのような係数として、 CF(Coherence Factor)(例えば特許文献1を参照)、GCF(Generalized Coherence Factor)(例えば非特許文献1を参照)、SCF(Sign Coherence Factor)(例えば非特許文献2を参照)、GSCF(Generalized Sign Coherence Factor)(例えば特許文献2を参照)、STF(Sign Transit Factor)(例えば特許文献3を参照)、PCF(Phase Coherence Factor)(例えば非特許文献2を参照)等があげられる。
米国特許5910115号 特開2012-152311号公報 特開2012-223430号公報
Pai-Chi Li and Meng-Lin Li, "Adaptive Imaging Using the Generalized Coherence Factor", IEEE Transactions on Ultrasonics, Vol.50, NO.2, February 2003. Jorge Camacho, Montserrat Parrilla and Carlos Fritsch, "Phase Coherence Imaging", IEEE Transaction on Ultrasonics, Ferroelectrics and Frequency Control, Vol.56, No.5, May 2009.
 上記の係数は、素子配列方向(チャンネル方向)における位相の変化に基づいて算出されるものであるために、個々の受信信号についての遅延処理で用いられる遅延時間の算出基礎となった設定音速c0と、生体中の実際の音速cと、が異なると、メインローブ成分であっても整相処理後において相互に位相が揃わなくなる。近時、音速補正技術が普及しつつあるが、それでも実際の音速に対して計算上の音速を完全に一致させることは困難である。
 メインローブ成分であっても、素子配列方向において位相の不揃いは大なり小なり不可避的に生じてしまう。そのような位相の不揃いは送信周波数(基本的には受信周波数と同じ)が高いほどより大きくなる。送信周波数が高いほど、各受信信号において時間軸上での位相の変化が速くなるので、素子配列方向についても位相のずれが大きくなるからである。これにより、送信周波数が高くなると、係数の値がより小さくなってビームデータがより大きく抑圧される結果、抑圧したくないメインローブ成分まで過剰に抑圧されてしまうという問題がある。
 本発明の目的は、超音波診断装置における、不要信号成分の抑圧処理において、メインローブ成分が過剰に抑圧されないようにすることにある。特に不要信号成分の抑圧処理おいて、送信周波数の変化による影響を解消又は緩和することにある。
 本発明に係る超音波診断装置は、複数の振動素子からなるアレイ振動子から出力された複数の受信信号に対して遅延処理及び加算処理を適用してビームデータを出力する受信部と、前記遅延処理後且つ前記加算処理前の複数の受信信号の全部又は一部を参照し、前記ビームデータのゲインを可変するための係数を演算する演算部であって、前記遅延処理後且つ前記加算処理前の複数の受信信号の全部又は一部についての素子配列方向における位相のばらつきが大きいほど前記ビームデータがより大きく抑圧されるように前記係数を演算する係数演算部と、前記係数に基づいて前記ビームデータに対して抑圧処理を適用する抑圧処理部と、を含み、前記係数演算部は、送信周波数が高いほど前記ビームデータに対する抑圧処理での抑圧度合いがより小さくなるように前記係数を演算する、ことを特徴とするものである。
 上記構成によれば、遅延処理後且つ加算処理前の複数の受信信号の全部又は一部に基づいて、遅延加算処理(整相加算処理)により生成されるビームデータのゲインを可変するための係数、換言すればビームデータを抑圧するための係数、が演算される。その際、送信周波数(一般には受信周波数と同じ)が高くなればなるほど、ビームデータの抑圧度合いがより緩和されるように、係数が演算される。すなわち、送信周波数が高くなればなるほど、メインローブに対応する受信信号成分であっても瞬時振幅(あるいは位相)が揃わなくなるので、不要信号成分に加えてメインローブ信号成分までもが過剰に抑圧されないようにするものである。検波後のビームデータに対して上記のゲイン調整が行われるのが望ましいが、検波前のビームデータに対して上記のゲイン調整が行われてもよい。
 望ましくは、前記係数演算部は、前記位相ばらつきから前記係数を求めるための関数に基づいて前記係数を演算し、前記送信周波数に応じて前記関数の入力条件が変更され又は前記関数の中のパラメータ値が変更される。上記関数に基づく演算は、プログラム動作するプロセッサによって実現されてもよいし、専用ハードウエアによって実現されてもよい。
 上記の係数としては、後述するCF(Coherence Factor)、GCF(Generalized Coherence Factor)、SCF(Sign Coherence Factor)、GSCF(Generalized Sign Coherence Factor)、STF(Sign Transit Factor)、PCF(Phase Coherence Factor)等があげられる。利用する係数に適合した関数が利用される。各係数の性質に従って、送信周波数に応じて係数を変更する方式、つまり関数の特性を補正する方式(特性補正方式)が選択されるのが望ましい。特性補正方式としては、関数中のパラメータ値としての指数の大きさを変える指数補正方式、関数中のパラメータ値としてのオフセット値の大きさを変えるオフセット値補正方式、関数へ与える入力信号の数又は構成を変更する入力条件補正方式、等があげられる。係数演算に当たり素子配列方向の振幅分布についてのスペクトラムにおいて所定の周波数成分を参照する場合には、参照区間の大きさを変更する区間補正方式等が採用されてもよい。
 望ましくは、前記係数演算部は、前記送信周波数に応じて、前記遅延処理後且つ前記加算処理前の複数の受信信号の中から前記関数に与える複数の受信信号を選択するための入力開口を可変する入力開口可変部を含み、前記送信周波数に応じて前記関数に与える受信信号数が補正される。音速不一致による位相のずれは開口中心付近ほど小さい。この構成により、関数に与える信号を受信開口中心付近の信号に制限してばらつきを見かけ上小さくすることにより、ビームデータに対する過剰な抑制が緩和される。その処理は信号選択によって容易に実現できる。入力開口に対して重み付け関数が適用されてもよい。
 望ましくは、前記入力開口は、受信ビームを形成するために前記素子配列方向に広がる受信開口に包含される開口である。入力開口は受信開口とは別のものである。受信開口は受信サンプル点の深さ等に応じて動的に変更される。その際に、入力開口を連動して変更してもよい。いずれの場合にも入力開口は受信開口と同じかそれよりも小さな開口である。但し演算上、仮想的に入力開口が受信開口を超えてもよい。望ましくは、前記入力開口は、前記受信ビーム上の受信サンプル点の深さに応じて変更される。受信ダイナミックフォーカスと同時に可変開口制御が実行される場合、それらに連動して入力開口を動的に可変するものである。なお、受信開口を入力開口と一致させることも可能であり、その場合には送信周波数に応じて各深さにおける受信開口サイズが変更される。
 望ましくは、前記係数演算部は、前記送信周波数に応じて、前記パラメータ値としての前記関数内の指数又はオフセット値を可変するパラメータ値可変部を含む。指数やオフセット値を補正すれば関数の特性を容易に変化させることができる。
 望ましくは、前記関数は、前記遅延処理後且つ前記加算処理前の複数の受信信号の全部又は一部に基づいて構成される素子配列方向の振幅分布に含まれる直流近傍成分に基づいて前記係数を演算するための関数であり、前記係数演算部は、前記送信周波数に基づいて、前記パラメータ値としての前記直流近傍成分を規定する区間の大きさを可変する区間可変部を含む。この補正によれば不要信号成分の感度を変更してメインローブ成分の過剰な抑圧を緩和又は防止できる。
本発明に係る超音波診断装置の要部構成を示すブロック図である。 係数演算部の第1例を示す図である。 指数の作用を説明するための図である。 係数演算部の第2例を示す図である。 参照開口の可変を説明するための図である。 係数演算部の第3例を示す図である。 オフセット値の作用を説明するための図である。 係数演算部の第4例を示す図である。 スペクトラムにおけるDC近傍を示す図である。 係数演算部の第5例を示す図である。 係数演算部の第6例を示す図である。 係数演算部の第7例を示す図である。 係数演算部の第8例を示す図である。 係数演算部の第9例を示す図である。 係数演算部の第10例を示す図である。 係数演算部の第11例を示す図である。 係数演算部の第12例を示す図である。 係数演算部の第13例を示す図である。 受信開口と入力開口との関係を示す図である。 深さに応じた入力開口の可変を説明するための図である。
 以下、本発明の好適な実施形態を図面に基づいて説明する。
 図1には、本発明に係る超音波診断装置の好適な実施形態が示されており、図1はブロック図である。この超音波診断装置は、医療の分野において用いられ、生体に対する超音波の送受波により得られた受信信号に基づき超音波画像を形成する装置である。本実施形態においては、超音波診断装置が、不要信号成分を抑圧する機能を備えている。
 図1において、符号10はアレイ振動子を示している。アレイ振動子10は複数の振動素子からなるものである。個々の振動素子は、電気信号を超音波に変換し、また、超音波を電気信号に変換する。本実施形態においてアレイ振動子10は1Dアレイ振動子であるが、それに代えて2Dアレイ振動子を用いることもできる。アレイ振動子10により超音波ビームが形成され、その超音波ビームが電子的に走査される。電子走査方式としては、電子リニア走査方式、電子セクタ走査方式等が知られている。
 送信部12は、送信ビームフォーマーであり、送信時において、送信部12から所定の遅延関係をもった複数の送信信号がアレイ振動子10に対して供給される。これによりアレイ振動子10上において送信ビームが形成される。送信部12は、送信プロセッサ又は送信回路である。受信時において、生体内からの反射波がアレイ振動子10において受波されると、アレイ振動子10から複数の受信信号が受信部13に対して出力される。
 受信部13は受信ビームフォーマーであり、複数の受信信号に対して遅延処理を実行した上で加算処理を実行し、これにより受信ビームに相当するビームデータを生成するものである。受信部13は、受信プロセッサ又は受信回路である。本実施形態においては、以下に説明するように、受信部13が、前処理回路14、遅延回路16、加算回路18等を有している。
 前処理回路14は、複数の受信信号に対応して設けられた複数の処理器により構成され、各処理器は、プリアンプ、A/D変換器、ゲイン調整器等により構成されている。受信開口内での重み付け処理を実行する場合、この前処理回路14においてその処理が実行される。
 遅延回路16は、複数の受信信号に対応して設けられた複数の遅延器により構成されるものである。各遅延器においては、送受信制御部により設定された遅延時間分だけ受信信号を遅延する処理が実行される。遅延時間は、受信フォーカス点(受信サンプル点)の位置やビームステアリング方向等によって予め計算されるものである。
 加算処理回路18は、遅延処理後の複数の受信信号に対して加算処理を実行するものであり、これにより整相加算後の受信信号としてビームデータが得られる。加算処理回路18は、例えば、1又は複数の加算器により構成される。受信部13から出力された受信信号すなわちビームデータは検波器20において検波処理され、検波処理後のビームデータが乗算器22を介して後段の画像処理回路(図示せず)に送られる。検波器20は検波回路である。
 乗算器22は、ゲイン調整回路として機能し、あるいは不要信号成分抑圧回路として機能するものである。乗算器22は乗算回路である。以下に説明する係数演算部24によって演算された係数が乗算器22においてビームデータに対して乗算され、これによって不要信号成分が抑圧される。ここにおいて係数はゲイン値に相当するものである。ただし、信号を減衰させる度合いを示す係数が演算されてもよい。既に説明したように、ディレイデータの計算の基礎となった音速と生体中における実際の音速との間にズレがあると、整相加算処理において受信信号間において位相にズレが生じることになり、そのズレは送信周波数が高くなる程増大する。よって、そのような場合において、上記のような係数に基づく信号抑圧処理を実行すると、特に、送信周波数を高めたような場合においてメインローブ成分すなわち真の信号成分までもが過剰に抑圧されてしまうという問題が生じ得る。そこで、本実施形態においては、以下に説明するように、係数演算部24が補正部26を備えている。
 図1に示されているように、遅延回路16と加算回路18との間において、複数の受信信号が分岐して取り出されており、その取り出された複数の受信信号が係数演算部24に入力されている。係数演算部24は、専用ハードウェアあるいはプログラム動作するプロセッサとして実現されるものである。係数演算部24は、複数の受信信号に基づき、素子配列方向における位相のばらつき(つまり振幅の分布)に基づいて上述した係数を演算するものである。本実施形態においては、送信周波数に応じて過剰な信号抑圧が生じないように補正部26が設けられており、この補正部26により、係数を演算するための関数の特性が可変設定されている。係数を演算する関数及び低減度合いを補正する方式にはそれぞれ複数あり、それらについては後に説明する。ちなみに、係数演算部24は、各深さの受信サンプル点毎に、素子配列方向における振幅波形を参照し、それに基づいて係数を演算している。ここで、素子配列方向は受信信号の並び方向である。そのような方向に沿って位相つまり瞬時振幅のばらつきを観測することにより遅延処理結果が適正なものであるか否かを事後的に評価することが可能である。補正部26は、補正プロセッサ又は補正回路である。
 図1において、制御部27は動作プログラムを実行するCPUにより構成されている。すなわち、制御部27は制御プロセッサである。制御部27は図1に示される各構成の動作制御を行っており、特に送受信処理の制御を行っている。操作パネル28はキーボード、トラックボール等により構成され、その操作パネル28を利用してユーザー入力されたパラメータ値等を制御部27に対して入力することが可能である。本実施形態においては、自動的にあるいはユーザーにより選択された送信周波数を表す情報が制御部27から補正部26へ送られている。ちなみに、補正部26が制御部27の機能として実現されてもよい。
 不要信号成分を抑圧する係数(ゲイン係数)としては、上記のようにCF、GCF、SCF、GSCF、STF、PCF等があげられる。いずれも素子配列方向における振幅波形(振幅分布、振幅プロファイル)のばらつきの大きさに対応した係数である。それらの係数を演算するための関数の特性(抑圧度合い)を送信周波数に応じて変化させるための方式として、指数補正方式、入力開口補正方式、オフセット値補正方式、参照帯域補正方式、等があげられる。係数の性質や情況に適合した補正方式が選択的に採用されるのが望ましい。
 指数補正方式は、送信周波数に応じて、関数内の指数の値を変更して抑圧度合いを調整する方式である。入力開口補正方式は、送信周波数に応じて、関数に与える受信信号列の構成(特に信号数)を変更することにより、みかけ上のばらつきを小さくし、これによって抑圧度合いを調整する方式である。オフセット値補正方式は、関数の中にオフセット値を加え、送信周波数に応じてオフセット値の大きさを変更することにより、抑圧度合いを調整する方式である。参照帯域補正方式は、送信周波数に応じて、素子配列方向の振幅波形のスペクトル上において参照する区間(帯域)の大きさを可変することにより、抑圧度合いを調整する方式である。この他の方式を利用してもよい。
 以下に、各係数及び代表的な補正方式(指数補正方式)について説明しておく。
 CFは、例えば以下の(1)式により計算される。ここで、Siは、遅延処理後かつ加算処理前のi番目の受信信号を示している。iは1~Nまでの整数である。例えばN個の受信信号が受信開口に相当する。CFは、他の係数と同様、各深さの受信サンプル点ごとに順次演算される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000001
 上記の(1)式において、分母はN個の受信信号の絶対値の総和であり、個々の受信信号の符号は考慮されていない。分母は規格化のために設けられている。一方、上記の(1)式において、分子はNの受信信号の総和の絶対値であり、加算に際して符号が考慮されている。よって、分子はN個の受信信号の位相のばらつき(非一様性)を示すものである。
 このCFを演算する関数の特性を送信周波数に応じて変化させるために例えば上記の指数補正方式を用いることができ、その場合、例えば以下の(2)式に示す関数内の指数pが利用される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000002
 GCFは、例えば以下の(3)式により計算される。(3)式の分母は、素子配列方向における振幅波形のスペクトラムについての全パワー値を示しており、同式の分子は、同スペクトラムにおけるDC成分を含むDC近傍成分のパワー値を示している。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000003
 上記の振幅波形が完全にフラットであれば、スペクトラム上においてパワーはDCに集中することになり、一方、振幅波形にばらつきが生じると、スペクトラムが高周波側へ広がる。よって、DC近傍成分のパワー値により振幅波形のばらつきの大きさを評価することが可能である。DC近傍は、DCから一定の周波数までの範囲として定義され、その幅(帯域)が例えば後に示すMで指定される。上記(3)式に対して指数補正方式を適用する場合には以下の(4)式が利用される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000004
 上記(4)式におけるpを送信周波数によって変更することによりビームデータ抑圧度合いを補正することが可能である。参照帯域補正方式を採用する場合、上記のMの大きさが送信周波数によって変更される。
 SCFは、例えば以下の(5)式により計算される。ここでは既に指数補正方式が組み込まれた関数が示されている。なお、iは受信信号の番号を示しており、以下においてiは0からN-1までの値をとる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000005
 上記(5)式におけるbiは以下の(6)式によって定義される。すなわち、受信信号を二値化したものがbiである。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000006
 上記(5)式は二値化後の信号列についてばらつきとして積算値(平均値)を計算する内容を含んでいる。
 GSCFは、例えば、以下の(7)式によって定義される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000007
 GSCFにおいても各受信信号が二値化されている。それを前提として上記GCFと同様に、[DC近傍成分のパワー値]/[スペクトルの全パワー値]を演算することにより、GSCFが求められる。Nは受信信号数を示し、Mは上記のようにDC近傍を定義するパラメータ値である。このGSCFに対して指数補正方式を適用する場合には以下の(8)式で示す関数が利用される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000008
 STFは、例えば、以下の(9)式によって定義される。なお、以下の(9)式においては受信サンプル点の深さkが明示されている。また、指数補正方式に従う指数qが組み込まれている。本実施形態ではこの指数qが送信周波数に応じて変更される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000009
 上記の(9)式中のA(k)は以下の(10)式によって定義される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000010
 ここで、上記(10)式中のci(k)は以下の(11)式のように定義される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000011
 上記の(11)式は、符号反転の検出子であり、素子配列方向において符号反転箇所が検出された場合にci(k)が1となる。深さkについて、素子配列方向における符号判定数は同方向における振幅波形のばらつき度合いを示し、それを反映したものとして上記(9)式のようにSTFが定義されている。なお、上記においては代表的な係数について説明した。PCF及び他の係数についての説明は省略する。
 図2乃至図18を用いて上述した係数演算部の具体的な構成例について説明する。
 図2には係数演算部の第1例が示されている。図2に示される係数演算部24Aは上述した(2)式を実行するものである。係数演算部24Aは指数pを可変するp可変器26Aを備えており、このp可変器26Aは送信周波数Fに基づいて指数pを可変設定している。p可変器26Aは、パラメータ変更部として機能し、それはプロセッサ又は回路により構成される。以下に説明する他の可変器も、パラメータ変更部として機能し、プロセッサ又は回路により構成される。 
 図3には、xと|x|との関係がグラフとして示されている。グラフ101はpが0.5の場合を示しており、グラフ102はpが0.7の場合を示しており、グラフ103はpが1.0の場合を示しており、グラフ104はpが1.5の場合を示しており、グラフ105はpが2.0の場合を示しており、グラフ106はpが3.0の場合を示している。図示されるように、pの値を可変設定することにより、上述した(2)式における関数の特性を補正することができ、すなわち送信周波数に応じて係数CFの値を操作することが可能である。これにより、送信周波数が高くなれば高くなるほど、係数の値があまり引き下げられないようにして、メインローブ成分が必要以上に低減されてしまう問題を防止することが可能である。逆に言えば、送信周波数が低いような場合には指数をより大きな値にして不要信号成分がより積極的に抑圧されるように構成することが可能である。
 図4には、係数演算部の第2例が示されている。係数演算部24Bは、上述した(1)式を実行するものである。係数演算部24Bは参照開口可変器30Bを有している。この参照開口可変器30Bは、(1)式に与える受信信号数すなわち入力開口の大きさを送信周波数Fに応じて可変設定するものである。それは図1に示した補正部の一態様である。
 例えば、図5に示されるように、上述した参照開口可変器は送信周波数が低いような場合においてより大きな入力開口W0を設定し、送信周波数Fが高くなったような場合にはより小さな入力開口W1を設定する。ここにおいて、図5における上段には素子配列方向における振幅分布が示されている。振幅分布の中心がメインビームの中心に相当する。送信周波数の大小に応じて入力開口つまり参照開口が連続的に切り替えられるようにしてもよいし、段階的に切り替えられるようにしてもよい。入力開口は通常、受信開口の中に設定され、実際上、受信開口を超えることがない。これについては後に図19及び図20を用いて説明する。上記のような入力開口の可変方式によれば、入力信号数を操作することにより見かけ上ばらつき度合いを可変して関数の作用を補正することが可能となる。これにより送信周波数が高くなったような場合においてメインローブ成分が不必要に低減されてしまうという問題を軽減できる。
 図6には係数演算部の第3例が示されている。係数演算部24Cは(1)式を基本としてそれに対してオフセット値が付加されたものを演算するモジュールである。ここにおいてオフセット値がαであり、(1)の右辺に相当する部分に対しては重み(1-α)が乗算されている。係数演算部24Cはα可変器32Cを有し、このα可変器32Cは送信周波数Fに基づいてパラメータ値としてのオフセット値αを可変設定している。具体的には、低減度合い補正手段が実現されるように、送信信号の周波数Fが高くなればなるほどオフセット値αが大きくなるようにオフセット値αの設定を行っている。
 このことが図7に示されている。図7において、横軸は図6に示す計算式中のブラケット内の値であり、縦軸は係数CFを示している。オフセット値αを送信周波数Fに応じて変更することにより、図7に示される線形特性の傾き及び接点を操作することが可能である。これにより送信周波数が高くなったような場合においてメインローブ成分が必要以上に抑圧されてしまうといったことを軽減又は防止することが可能となる。このようなαの値をユーザーにより可変設定できるように構成してもよいし、また画質や信号品質等に基づいてαが自動的に決定されるように構成してもよい。
 次に、図8には係数演算部の第4例が示されている。係数演算部24Dは上記の(3)式を実行するものである。係数演算部24DはM可変器32を備えている。このM可変器32はDC近傍を定義する帯域Mを送信周波数Fに応じて可変設定するものである。M可変器32は区間変更部として機能する。
 すなわち、図9には素子配列方向における振幅波形のスペクトラムが示されている。横軸は周波数を示し、縦軸は各周波数毎のパワーを示している。周波数軸における左端がDCに相当している。仮に、素子配列方向における信号波形が完全に直線のような平坦なものであればスペクトルにおいてDC上に全エネルギーが集中することになるが、信号波形においてばらつきあるいは変化があれば、スペクトラムが周波数軸上の高い方に広がることになる。その場合においてDC近傍成分(図9において塗り潰し部分)はばらつき度合いによって変動するものであるため、そこを参照して係数としてGCFが設定される。この場合において上述したM可変器は、DC近傍を定義する帯域Mを送信周波数に応じて可変設定している。具体的には、送信周波数が高くなればなるほどMの大きさを増大させている。これにより、スペクトラム全体の面積との関係においてDC近傍の面積の比率を操作することが可能となるので、送信周波数が高まったような場合においてメインローブ成分が必要以上に低減されてしまうという問題を軽減又は解消することが可能である。
 図10には係数演算部の第5例が示されている。係数演算部24Eは上記の(4)式を実行するものである。係数演算部24Eはp演算器26Eを有し、それによって送信周波数に応じて指数pが可変設定されている。そのような構成により(4)式に示した指数補正方式が実現される。
 図11には係数演算部の第6例が示されている。係数演算部24Fは、上記の(3)式を実行するものであり、それに対しては入力開口補正方式が適用されている。具体的には、係数演算部24Fが、入力開口可変部として機能する参照開口可変器Fを有し、その参照開口可変器30Fが送信周波数Fに基づいて入力開口すなわち参照開口を可変設定している。これにより上記の(3)式に示した関数において、入力信号数を操作することができ、すなわち例えば見かけ上のばらつき度合いを低くすることができるので、送信周波数が高くなったような場合においてメインローブ成分が過剰に抑圧されてしまう問題を軽減することが可能である。
 図12には係数演算部の第7例が示されている。係数演算部24Gは、上述した(3)式に対してオフセット値可変方式を適用した場合における関数を演算するものであり、その場合においてオフセット値αについてはα可変器32Fにより可変設定されている。α可変器32Fは送信周波数Fに応じてオフセット値αを可変設定するものである。
 図13には係数演算部の第8例が示されている。係数演算部24Hは、上述した(5)式を実行するものであり、すなわち係数としてSCFを演算するものである。係数演算部24Hは、図示されるように二値化器34H及びp可変器26Hを有している。二値化器34Hは上記の(6)式を実行するものである。p可変器26Hは低減度合い補正手段の一態様として、送信周波数Fに基づいて指数pを可変設定するものである。二値化器34Hは、プロセッサ又は回路である。以下に説明する二値化器も同様である。
 このような構成によれば、送信周波数Fが高くなったような場合に、SCFの低減度合いを抑えて、メインローブ成分が必要以上に低減されてしまう問題に対処することが可能である。
 図14には、係数演算部の第9例が示されている。この係数演算部24Iは上述したSCFを計算するものであり、それは二値化器34I及び参照開口可変器30Iを有している。参照開口可変器30Iは補正部の一態様を構成し、それによってSCFを演算する関数に与える入力信号数を操作することにより、見かけ上ばらつきを可変し、これによってSCFの関数の特性を変更している。
 図15には係数演算部の第10例が示されている。この係数演算部24Jは上記同様にSCFを計算するものであり、ただし、そのSCFを演算する関数においては上述したオフセット補正方式に基づく修正が適用されている。係数演算部24Jは上記同様に二値化器34J及びα可変器32Jを有し、α可変器32Jは送信周波数Fに基づいてオフセット値αを可変設定している。
 図16には係数演算部の第11例が示されている。この係数演算部24Kは上述した(7)式に基づいてGSCFを演算するものである。係数演算部24Kは図示されるように二値化器34K及びp可変器26Kを有している。上記のようにGSCFはGCFを修正したものであり、すなわち入力信号を二値化信号にしたものである。p可変器26Kによって指数pが送信周波数Fに応じて可変設定される。これによりメインローブ成分の過度の抑圧といった問題を軽減することが可能である。
 図17には、係数演算部の第12例が示されている。係数演算部24Lは上記同様にGSCFを演算するものであり、このためそれは二値化器34Lを有している。調整部として参照開口可変器30Lが設けられ、それによって送信周波数Fに基づいて参照開口としての入力開口が可変設定されている。
 図18には係数演算部の第13例が示されている。係数演算部24Mは上記同様にGSCFを演算するものである。すなわち、ここにおいてはそれを演算するための関数に対してオフセットαが組み込まれている。関数演算部24MはGSCFを計算するために二値化器34Mを有しており、また低減度合い調整手段を構成するα可変器32Mを有している。このα可変器32Mにより送信周波数Fに基づいてオフセットαが可変設定されている。
 次に図19及び図20を用いて、受信開口と入力開口(参照開口)との関係について説明する。
 図19において、アレイ振動子36は直線上に配列された複数の振動素子により構成されている。超音波ビーム38はこの例において送信ビーム及び受信ビームを示しており、超音波ビーム38は電子リニア走査されるものである。その超音波ビーム38の中心軸を中心として受信開口40が設定される。すなわちその受信開口40内を構成する複数の受信素子からの受信信号が整相加算処理の対象となる。これに対し、入力開口が符号42で示されている。入力開口42は超音波ビーム38を中心とする一定の開口であり、その大きさは上述したように送信周波数に応じて可変設定される。
 入力開口42は、受信開口40と同等かあるいはその内部に設定されるものである。すなわち実際に得られた受信信号列の中における参照信号数を調整するものが入力開口42である。超音波ビームが電子走査され、その超音波ビームが端部に至った状態が符号44で示されている。それに対して上記同様に受信開口46が設定され、また入力開口48が設定される。その場合においては見かけ上アレイ振動子36の端部に対して更に仮想的な振動子36Aが存在するものとして制御される。ただし実際には、有効な受信開口は符号50で示される範囲であり、また、有効な入力開口は符号52で示される範囲である。この場合においては、両者の一端がアレイ振動子36の一端に揃っている。もちろん、図19に示される制御例は一例に過ぎないものである。いずれにしても、本実施形態においては、受信開口と入力開口はそれぞれ独立に設定されており、またそれぞれがその目的に応じて独立に制御されている。
 図20には、深さに応じた受信開口及び入力開口の変化が示されている。アレイ振動子36に対して直交する方向に超音波ビーム50が示されている。超音波ビーム50の示す方向が深さ方向に相当している。図20においては、5つの深さd1~d5が示されている。便宜上、深いところから検討すると、深さd5においては、受信開口としてフル開口54が設定され、その中において入力開口56が設定される。深さd4においては、やや小さな受信開口58が設定され、その範囲内において入力開口60が設定される。ただし、そのような深い部位d4,d5において入力開口56,60のサイズは維持されている。それらよりも少し浅い中間的な深さd3において、この例では、受信開口62と入力開口64とが一致している。ただし入力開口64は、上述した入力開口56,60とも一致している。更に浅い深さd2においても、受信開口66と入力開口68とが一致しているが、それらはより深い所に設定される受信開口及び入力開口よりも小さな範囲として設定されている。もっとも浅い深さd1においても同様であり、その深さd1において受信開口70と入力開口72とは一致しているが、それよりも深い地点に設定される受信開口及び入力開口よりもそれらは小さな範囲として設定されている。
 以上のように、本実施形態においては、受信開口と入力開口とが独立して設定されており、またはそれらの目的に応じて、深さに依存してそれぞれの大きさが設定されている。図20に示した制御例において、上述したように、送信周波数の高低に応じて入力範囲の大きさが可変設定される。例えば、送信周波数が高くなったような場合にはそれぞれの深さにおいて入力開口の大きさが小さくされ、これにより参照するばらつきが見かけ上小さくなり、その結果係数の値が必要以上に小さくなってしまうことが防止される。
 以上の通りであり、上述した様々な構成例においては、いずれも送信周波数に応じて係数の大きさを操作することができるので、不要信号成分の抑圧に伴ってメインローブ成分までもが必要以上に抑圧されてしまうという問題を解消又は軽減することが可能である。これにより超音波画像の画質を維持あるいは向上することが可能である。
 図1に示す構成例においては、音速補正部については設けられていなかったが、そのような回路を付加的に設け、送受信ディレイデータの演算にあたって生体内における音速に基づく制御が実現されてもよい。そのような場合においても生体内における各部の音速が微妙に異なるため、上述したような送信周波数に応じた補正を適用するのが望ましい。
 各図に示した構成において、複数のプロセッサに代えて、それらが有する複数の機能を実行する単一のプロセッサを設けてもよく、あるいは、複数の回路に代えて、それらが有する複数の機能を実行する単一の回路が設けられてもよい。逆に、個々のプロセッサに代えてその機能を実行する複数のプロセッサが設けられてもよく、あるいは、個々の回路に代えてその機能を実行する複数の回路が設けられてもよい。

Claims (7)

  1.  複数の振動素子からなるアレイ振動子から出力された複数の受信信号に対して遅延処理及び加算処理を適用してビームデータを出力する受信部と、
     前記遅延処理後且つ前記加算処理前の複数の受信信号の全部又は一部を参照し、前記ビームデータのゲインを可変するための係数を演算する演算部であって、前記遅延処理後且つ前記加算処理前の複数の受信信号の全部又は一部についての素子配列方向における位相のばらつきが大きいほど前記ビームデータがより大きく抑圧されるように前記係数を演算する係数演算部と、
     前記係数に基づいて前記ビームデータに対して抑圧処理を適用する抑圧処理部と、
     を含み、
     前記係数演算部は、送信周波数が高いほど前記ビームデータに対する抑圧処理での抑圧度合いがより小さくなるように前記係数を演算する、
     ことを特徴とする超音波診断装置。
  2.  請求項1記載の装置において、
     前記係数演算部は、前記位相のばらつきから前記係数を求めるための関数に基づいて前記係数を演算し、
     前記送信周波数に応じて前記関数の入力条件が変更され又は前記関数の中のパラメータ値が変更される、
     ことを特徴とする超音波診断装置。
  3.  請求項2記載の装置において、
     前記係数演算部は、前記送信周波数に応じて、前記遅延処理後且つ前記加算処理前の複数の受信信号の中から前記関数に与える複数の受信信号を選択するための入力開口を変化させる入力開口可変部を含み、
     前記送信周波数に応じて前記関数に与える受信信号数が変更される、
     ことを特徴とする超音波診断装置。
  4.  請求項3記載の装置において、
     前記入力開口は、受信ビームを形成するために前記素子配列方向に広がる受信開口に包含される開口である、
     ことを特徴とする超音波診断装置。
  5.  請求項4記載の装置において、
     前記入力開口は、前記受信ビーム上の受信サンプル点の深さに応じて変更される、
     ことを特徴とする超音波診断装置。
  6.  請求項2記載の装置において、
     前記係数演算部は、前記送信周波数に応じて、前記パラメータ値としての前記関数内の指数又はオフセット値を変更するパラメータ値変更部を含む、
     ことを特徴とする超音波診断装置。
  7.  請求項2記載の装置において、
     前記関数は、前記遅延処理後且つ前記加算処理前の複数の受信信号の全部又は一部に基づいて構成される素子配列方向の振幅分布に含まれる直流近傍成分に基づいて前記係数を演算するための関数であり、
     前記係数演算部は、前記送信周波数に基づいて、前記パラメータ値としての前記直流近傍成分を規定する区間の大きさを変更する区間変更部を含む、
     ことを特徴とする超音波診断装置。
PCT/JP2014/068211 2013-07-10 2014-07-08 超音波診断装置 WO2015005354A1 (ja)

Priority Applications (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
CN201480039633.1A CN105377142B (zh) 2013-07-10 2014-07-08 超声波诊断装置
US14/902,904 US20160146929A1 (en) 2013-07-10 2014-07-08 Ultrasound diagnostic device

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2013-145012 2013-07-10
JP2013145012A JP5602914B1 (ja) 2013-07-10 2013-07-10 超音波診断装置

Publications (1)

Publication Number Publication Date
WO2015005354A1 true WO2015005354A1 (ja) 2015-01-15

Family

ID=51840409

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
PCT/JP2014/068211 WO2015005354A1 (ja) 2013-07-10 2014-07-08 超音波診断装置

Country Status (4)

Country Link
US (1) US20160146929A1 (ja)
JP (1) JP5602914B1 (ja)
CN (1) CN105377142B (ja)
WO (1) WO2015005354A1 (ja)

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN108024798A (zh) * 2015-10-01 2018-05-11 株式会社日立制作所 超声波诊断装置以及延迟数据生成方法

Families Citing this family (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP6819184B2 (ja) * 2016-09-26 2021-01-27 セイコーエプソン株式会社 超音波測定装置および超音波測定装置の制御方法
JP6863817B2 (ja) * 2017-05-01 2021-04-21 株式会社日立製作所 超音波撮像装置

Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20100109951A1 (en) * 2005-08-26 2010-05-06 Dolby Laboratories, Inc. Beam former using phase difference enhancement
JP2012081114A (ja) * 2010-10-13 2012-04-26 Hitachi Aloka Medical Ltd 超音波診断装置
JP2012081115A (ja) * 2010-10-13 2012-04-26 Hitachi Aloka Medical Ltd 超音波診断装置

Family Cites Families (9)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH039736A (ja) * 1989-06-07 1991-01-17 Fujitsu Ltd 超音波診断装置
JPH03261465A (ja) * 1990-03-12 1991-11-21 Fuji Electric Co Ltd フェーズド・アレイ形超音波診断装置
JP2000342583A (ja) * 1999-06-09 2000-12-12 Olympus Optical Co Ltd 超音波探触子及び超音波診断装置
CN100589761C (zh) * 2008-02-01 2010-02-17 哈尔滨工业大学 基于相关性分析的超声成像系统自适应波束形成器及其形成方法
CN101403727A (zh) * 2008-04-30 2009-04-08 硕德(北京)科技有限公司 基于数字波形相位差的超声相控发射细延时控制方法
CN101744639A (zh) * 2008-12-19 2010-06-23 Ge医疗系统环球技术有限公司 超声成像方法及设备
CN101601594B (zh) * 2009-07-08 2012-01-18 汕头市超声仪器研究所有限公司 一种医用b超前端激励方法
EP2442132B1 (en) * 2010-10-13 2014-11-26 Hitachi Aloka Medical, Ltd. Ultrasonic diagnosis apparatus
JP5636298B2 (ja) * 2011-01-25 2014-12-03 日立アロカメディカル株式会社 超音波診断装置

Patent Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20100109951A1 (en) * 2005-08-26 2010-05-06 Dolby Laboratories, Inc. Beam former using phase difference enhancement
JP2012081114A (ja) * 2010-10-13 2012-04-26 Hitachi Aloka Medical Ltd 超音波診断装置
JP2012081115A (ja) * 2010-10-13 2012-04-26 Hitachi Aloka Medical Ltd 超音波診断装置

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN108024798A (zh) * 2015-10-01 2018-05-11 株式会社日立制作所 超声波诊断装置以及延迟数据生成方法

Also Published As

Publication number Publication date
JP2015016124A (ja) 2015-01-29
CN105377142B (zh) 2017-10-31
US20160146929A1 (en) 2016-05-26
JP5602914B1 (ja) 2014-10-08
CN105377142A (zh) 2016-03-02

Similar Documents

Publication Publication Date Title
Asl et al. A low-complexity adaptive beamformer for ultrasound imaging using structured covariance matrix
JP5508934B2 (ja) 自動超音波画像最適化のためのシステム及び方法
US9575178B2 (en) Beamforming method and ultrasonic diagnostic apparatus
US20150025385A1 (en) Ultrasonic imaging device
Shin et al. Spatial prediction filtering of acoustic clutter and random noise in medical ultrasound imaging
US9339258B2 (en) Ultrasonic diagnosis apparatus
WO2015005354A1 (ja) 超音波診断装置
JP5906281B2 (ja) 超音波診断装置
WO2013180269A1 (ja) 超音波撮像装置
US10993701B2 (en) Ultrasonic imaging device
US20120095346A1 (en) Ultrasonic diagnosis apparatus
JP5396242B2 (ja) 超音波診断装置
JP6747108B2 (ja) 超音波信号処理装置、超音波信号処理方法、及び、超音波診断装置
JP5634819B2 (ja) 超音波診断装置
JP5634818B2 (ja) 超音波診断装置
US20180246194A1 (en) Ultrasonic image processing apparatus and ultrasonic image processing method
US10702246B2 (en) Ultrasound diagnostic apparatus and an ultrasound signal processing method
Wang et al. Generalized sidelobe canceller beamforming method for ultrasound imaging
US20240046423A1 (en) Ultrasound image processing apparatus
US11413012B2 (en) Ultrasound signal processing device and ultrasound signal processing method
US20220378404A1 (en) Ultrasound diagnostic device and image processing method
JP5634817B2 (ja) 超音波診断装置
WO2021114071A1 (zh) 一种经颅超声成像方法、装置及计算机可读存储介质
Xu et al. Transmit aperture function for large depth focusing combined with phase coherence imaging for interference suppressing
JP2012080994A (ja) 超音波診断装置

Legal Events

Date Code Title Description
121 Ep: the epo has been informed by wipo that ep was designated in this application

Ref document number: 14823481

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1

WWE Wipo information: entry into national phase

Ref document number: 14902904

Country of ref document: US

NENP Non-entry into the national phase

Ref country code: DE

122 Ep: pct application non-entry in european phase

Ref document number: 14823481

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1