JP2005046193A - 超音波診断装置及び超音波画像データ生成方法 - Google Patents

Abstract

【課題】電子的なビーム制御に要求される被検体の音速値を正確かつ容易に設定することによって高分解能な画像表示を可能とする超音波診断装置及び超音波画像データ生成方法を提供する。
【解決手段】超音波診断装置１００のシステム制御部７０は、予め設定されている設定音速値に基づいて異なる方向（θ０及び−θ０）からの斜め走査によって得られた２枚の予備撮影用画像データを表示部６０にて重畳表示しながら設定音速値を順次更新する。一方、遅延時間演算部７５は、更新された設定音速値を用いて前記方向に超音波ビームを偏向するための遅延時間を算出し、送信部２１及び受信部２３の遅延時間を制御する。そして、設定音速値を順次更新し、表示部６０に重畳表示された２枚の画像間のズレが最小となったときの設定音速値に基づいてビーム集束用の遅延時間を設定して本撮影用画像データの生成と表示を行なう。
【選択図】 図１

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、被検体の音速値の不確定さに起因する超音波ビームの集束点のズレを低減することによって、超音波画像の高分解能化を可能にする超音波診断装置、及び超音波画像データ生成方法に関する。
【０００２】
【従来の技術】
超音波診断装置は、超音波プローブに内蔵された圧電振動子から発生する超音波を被検体内に放射し、被検体組織の音響インピーダンスの差異によって生ずる反射信号を圧電振動子によって受信してモニタ上に表示するものである。
【０００３】
この診断方法は、超音波プローブを体表に接触させるだけの簡単な操作でリアルタイムの２次元画像が容易に観察できるため、心臓などの臓器の機能診断や形態診断に広く用いられている。
【０００４】
従来の超音波診断装置では、方位分解能（超音波送受波方向に垂直な方向の分解能）を高めるために、送信あるいは受信の少なくとも一方において超音波ビームを集束させる方法がとられている。特に、１次元配列した圧電振動子で構成された電子走査用の超音波プローブ、あるいはリング状の圧電振動子を同心円配列したアニュラアレイ超音波プローブを使用した超音波診断装置では、多チャンネルの送受信信号に対して遅延時間制御を行う、所謂電子集束法が用いられるのが一般的である（例えば、特許文献１参照。）。
【０００５】
ただし、超音波ビームを集束させる電子集束法の問題点は、集束点から離れた場所（深さ）ではビームが拡散し、方位分解能が低下することである。この問題点を解決する方法として、従来よりダイナミック集束法が用いられている。ダイナミック集束法は、受信時において、時間とともに集束点が連続的に深さ方向に移動するような遅延時間制御を行なう方法であり、超音波画像データを生成するための反射信号は常に受信超音波ビームが集束された領域から得られる。そして、近年では、受信遅延回路のデジタル化の実現により、上記集束点の移動は超音波画像データの画素単位で連続的に設定することが可能となっている。
【０００６】
ダイナミック集束法における受信遅延時間の設定に際し、この遅延時間の算出に必要な被検体内音速は臓器や症例によって異なる。例えば筋肉や肝臓、あるいは乳腺などの各臓器における音速は異なり、また、同じ肝臓でも正常肝、脂肪肝、肝硬変における音速は夫々異なることが従来より知られている。
【０００７】
このように被検体内における音速値は、臓器や症例、更には被検体によって異なり、普遍的に定めることが不可能な量であるため、集束点も厳密に確定することができず、ダイナミック集束法を行なう上で支障となっていた。例えば、脂肪と筋肉のように音速値に５％の差異がある場合の集束点の移動は約５ｍｍとなり、この移動量は画素の大きさを超えるものとなる。即ち、このような場合には、集束点からの受信をとらえて画像化を行なっているとは言い難く、その結果、画質劣化を招いていた。
【０００８】
上述のダイナミック集束法における問題点を解決するために、例えば、装置の設定音速値を順次変更しながら超音波走査を行い、隣接した走査方向の超音波送受波によって得られる受信信号間の相互相関演算の結果に基づいて、被検体の実際の音速値に等しいと思われる設定音速値（以下では、最適設定音速値と呼ぶ）を算出する方法が提案されている（例えば、特許文献２参照。）。
【０００９】
この方法では、上記設定音速値を順次変化させながら少なくとも２つの方向に対して超音波の送受波を行なう。そして、得られた２つの受信信号間の相互相関係数を算出し、この相互相関係数が最小となる設定音速値を用いて超音波画像データの生成を行うものである。
【００１０】
【特許文献１】
特開昭４９−４３４８０号公報（第１−２頁、第１−３図）
【００１１】
【特許文献２】
特開平９−２２４９３８号公報（第６−８頁、第５図−８図）
【００１２】
【発明が解決しようとする課題】
上記特許文献２の方法によれば、隣接する超音波走査によって得られる信号間の相互相関処理によって、最適設定音速値を自動的に設定することが可能となるが、上記受信信号にシステムノイズ等が混入した場合には相互相関係数を正確に算出することが困難となる。また、ノイズの影響を除去するために、上記隣接走査と相互相関演算を複数の部位あるいは同一部位において複数回を行ない、各々の演算結果を加算平均する方法も上記特許文献２に記載されているが、この方法は演算に要する時間が増大する問題がある。
【００１３】
本発明は、上記問題点に鑑みてなされたものであり、その目的は、電子的なビーム制御に要求される最適設定音速値を正確かつ容易に設定することが可能な超音波診断装置及び超音波画像データ生成方法を提供することにある。
【００１４】
【課題を解決するための手段】
上記課題を解決するために、請求項１に係る本発明の超音波診断装置は、複数の圧電振動子を備えた超音波プローブと、前記圧電振動子を選択駆動し、被検体に対して超音波の送受波を行う送受波手段と、この送受波手段における送受信信号に対し音速値に基づいて遅延時間を算出する遅延時間算出手段と、この遅延時間算出手段によって算出された前記遅延時間を有する前記超音波を用い前記被検体に対して超音波走査を行う走査手段と、この走査手段によって前記送受波手段より得られる受信信号に基づいて超音波画像データを生成する画像データ生成手段と、前記被検体の予想音速値に基づいて算出された第１の遅延時間を有する前記超音波を用い、前記走査手段が斜め走査の方向を変更して前記被検体を複数回走査して得られる複数の前記受信信号に基づいて、前記画像データ生成手段によって生成された複数の第１の画像データを受信して当該画像データ間のズレを計測する画像ズレ計測手段と、この画像ズレ計測手段によって計測された前記画像データ間のズレに基づいて前記被検体の音速値を設定して前記遅延時間算出手段に出力する音速設定手段とを備え、前記音速設定手段からの前記被検体の音速値に基づいて前記遅延時間算出手段は第２の遅延時間を算出し、前記走査手段は前記超音波に対して前記第２の遅延時間を与えて前記被検体を走査し、その走査によって得られる受信信号に基づいて前記画像データ生成手段は第２の画像データを生成することを特徴としている。
【００１５】
また、請求項２に係る本発明の超音波診断装置は、複数の圧電振動子を備えた超音波プローブと、前記圧電振動子を選択駆動し、被検体に対して超音波の送受波を行う送受波手段と、この送受波手段における送受信信号に対し音速値に基づいて遅延時間を算出する遅延時間算出手段と、この遅延時間算出手段によって算出された前記遅延時間を有する前記超音波を用い、前記被検体に対して超音波走査を行う走査手段と、この走査手段によって前記送受波手段より得られる受信信号に基づいて超音波画像データを生成する画像データ生成手段と、この画像データ生成手段によって生成された前記超音波画像データを表示する表示手段と、前記被検体の予想音速値の設定と更新を行う音速更新手段を備え、前記音速更新手段によって設定された前記被検体の予想音速値に基づいて、前記遅延時間算出手段が算出した第１の遅延時間を有する前記超音波を用い前記走査手段は斜め走査の方向を変更して前記被検体を複数回走査し、前記表示手段はこのとき得られる複数の前記受信信号に基づいて前記画像データ生成手段において生成される複数の第１の画像データを重畳表示する。そして、前記音速更新手段は前記被検体の予想音速値の更新に伴って変化する前記第１の画像データのズレに基づいて前記被検体の予想音速値を再設定し、前記走査手段は再設定された前記被検体の予想音速値に基づいて前記遅延時間算出手段が算出した第２の遅延時間を用いて前記被検体を走査し、その走査によって得られる受信信号に基づいて前記画像データ生成手段は第２の画像データを生成することを特徴としている。
【００１６】
更に、請求項１１に係る本発明の超音波診断装置は、複数の圧電振動子を備えた超音波プローブと、前記圧電振動子を駆動し、被検体に対して超音波の送受波を行う送受波手段と、被検体情報を入力する入力手段と、前記入力手段によって入力された前記被検体情報に基づいて前記被検体の所望の音速値を設定する被検体音速設定手段と、前記送受波手段における送受信信号に対して前記所望の音速値に基づいて算出した遅延時間を与えて前記被検体に対して超音波走査を行う走査手段と、この走査手段によって前記被検体より得られる受信信号から超音波画像データを生成する画像データ生成手段と、この画像データ生成手段によって生成された前記超音波画像データを表示する表示手段を備えたことを特徴としている。
【００１７】
また、請求項１３に係る本発明の超音波診断装置は、複数の圧電振動子を備えた超音波プローブと、前記圧電振動子を選択駆動し、被検体に対して超音波の送受波を行う送受波手段と、この送受波手段における送受信信号に対し音速値に基づいて遅延時間を算出する遅延時間算出手段と、この遅延時間算出手段によって算出された前記遅延時間を有する前記超音波を用い前記被検体に対して超音波走査を行う走査手段と、この走査手段によって前記送受波手段より得られる受信信号に基づいて超音波画像データを生成する画像データ生成手段と、この画像データ生成手段によって生成された超音波画像データを表示する表示手段と、前記被検体の予想音速値に基づいて算出された第１の遅延時間を有する前記超音波を用いて前記被検体より得られた受信信号から生成され前記表示手段に表示された第１の画像データに対して所望の領域を指定する領域指定手段と、この領域指定手段によって指定された前記所望の領域に対応する前記予想音速値を更新する音速値更新手段を備え、前記遅延時間算出手段は、前記音速値更新手段によって更新された前記予想音速値に基づいて第２の遅延時間を算出し、前記走査手段は、算出された前記第２の遅延時間を有する前記超音波を用いて前記被検体を走査し、前記画像データ生成手段は、前記走査によって得られる受信信号に基づいて第２の画像データを生成することを特徴としている。
【００１８】
一方、請求項１５に係る本発明の超音波画像データ生成方法は、被検体の予想音速値に基づいて遅延時間を算出するステップと、この遅延時間を用いて所定方向の斜め走査を方向を変更しながら複数回行い、複数枚の第１の画像データを生成するステップと、生成された前記複数枚の第１の画像データに対して画像データ間のズレを計測するステップと、前記画像データ間のズレに基づいて前記被検体の音速値を設定するステップと、設定された前記音速値に基づいて遅延時間を算出するステップと、算出した前記遅延時間を用いて第２の画像データの生成を行うステップを有することを特徴としている。
【００１９】
また、請求項１６に係る本発明の超音波画像データ生成方法は、被検体情報を入力するステップと、前記被検体情報に基づいて被検体の音速値を設定するステップと、設定された前記音速値に基づいて遅延時間を算出するステップと、算出された前記遅延時間を用いて画像データの生成と表示を行うステップを有することを特徴としている。
【００２０】
更に、請求項１７に係る本発明の超音波画像データ生成方法は、被検体の予想音速値に基づいて遅延時間を算出するステップと、算出された前記遅延時間を用いて第１の画像データの生成と表示を行うステップと、表示された前記第１の画像データに対して所望の領域を指定するステップと、指定された前記領域に対応する前記予想音速値を更新するステップと、更新した音速値に基づいて遅延時間を算出するステップと、算出された前記遅延時間を用いて第２の画像データの生成と表示を行うステップを有することを特徴としている。
【００２１】
したがって本発明によれば、電子的なビーム制御に必要な音速値情報が正確かつ容易に設定することができるため、高画質な超音波画像を得ることが可能となる。
【００２２】
【発明の実施の形態】
（第１の実施の形態）
以下では、本発明をリニア電子走査方式に適用した第１の実施の形態について図１乃至図７を用いて説明する。尚、図１は本実施の形態における超音波診断装置の全体構成を示すブロック図であり、図２は、この超音波診断装置を構成する送受信・画像データ生成部のブロック図を示す。
【００２３】
図１に示す超音波診断装置１００は、被検体９０に対して超音波の送受信を行う超音波プローブ１０と、この超音波プローブ１０に対して電気信号の送受信を行い、得られた受信超音波信号から超音波画像データを生成する送受信・画像データ生成部２０と、この送受信・画像データ生成部２０において得られた複数枚の超音波画像データを順次保存するとともに、保存した超音波画像データに対して画像データ間演算を行う画像データ演算記憶部３０を備えている。更に、超音波診断装置１００は、上記送受信・画像データ生成部２０の送受信信号に与える遅延時間を算出する遅延時間演算部７５と、超音波画像データを表示する表示部６０と、患者情報や各種のコマンド信号を入力する入力部８０と、これら各ユニットを統括して制御するシステム制御部７０を備えている。
【００２４】
超音波プローブ１０は、被検体９０の表面に対してその前面を接触させ超音波の送受信を行うものであり、１次元に配列された複数個（Ｍ個）の微小な圧電振動子をその先端部分に有している。この圧電振動子は電気音響変換素子であり、送信時には電気パルス（駆動信号）を超音波パルス（送信超音波）に変換し、また受信時には超音波反射波（受信超音波）を電気信号（受信信号）に変換する機能を有している。そして、超音波画像の解像度や感度に大きな影響を与える超音波パルスの中心周波数は、この圧電振動子の厚みによってほぼ決定される。この超音波プローブ１０は小型、軽量に構成されており、Ｍチャンネルのケーブル１１を介して送受信・画像データ生成部２０のマルチプレクサ２２に接続されている。超音波プローブ１０にはセクタ走査対応、リニア走査対応、コンベックス走査対応等があり、これらの超音波プローブの中から診断部位に応じて任意に選択されるが、以下ではリニア走査対応の超音波プローブ１０を用いた場合について述べる。
【００２５】
図２に示した送受信・画像データ生成部２０は、超音波プローブ１０から送信超音波を発生するための駆動信号を生成する送信部２１と、上記超音波プローブ１０の所定の圧電振動子を選択して、送信部２１からの駆動信号を供給すると共に、上記選択された圧電振動子から得られる受信信号を受信部２３に供給するマルチプレクサ２２を備え、更に、マルチプレクサ２２からの複数チャンネルの受信信号に対して整相加算を行なう受信部２３と、整相加算した受信信号に対してＢモード画像データ生成のための信号処理を行うＢモード処理部２４と、上記受信超音波信号に対してカラードプラ画像データ、あるいは組織ドップラ画像データ生成のための信号処理を行うドプラモード処理部２５を備えている。
【００２６】
送信部２１は、レートパルス発生器４１と、送信遅延回路４２と、パルサ４３を備えている。レートパルス発生器４１は、被検体９０に放射する超音波パルスの繰り返し周期を決定するレートパルスを送信遅延回路４２に供給する。一方、送信遅延回路４２は、超音波プローブ１０において送信に使用される圧電振動子と同数のＮチャンネルの独立な遅延回路から構成されており、送信において細いビーム幅を得るために所定の深さに超音波を収束するための集束用遅延時間と、所定の方向に超音波を送信するための偏向用遅延時間をレートパルスに与え、パルサ４３に供給する。
【００２７】
一方、パルサ４３は、送信に使用される圧電振動子と同数のＮチャンネルの独立な駆動回路を有しており、超音波プローブ１０に内蔵された圧電振動子を駆動し、被検体９０に対して送信超音波を放射するための駆動パルスを形成する。
【００２８】
マルチプレクサ２２は、超音波プローブ１０のＭ（Ｍ＞Ｎ）個の圧電振動子の中から隣接したＮ個の圧電振動子を選択するための電子スイッチであり、マルチプレクサ２２によって選択された圧電振動子に対して、上記送信部２１からのＮチャンネルの駆動パルスが供給される。一方、マルチプレクサ２２によって選択された上記Ｎ個の圧電振動子から供給される受信信号は、このマルチプレクサ２２を介して受信部２３に供給される。
【００２９】
受信部２３は、Ｎチャンネルのプリアンプ４４及び受信遅延回路４５と加算器４６とを備えている。プリアンプ４４は、圧電振動子によって電気信号に変換された微小信号を増幅し十分なＳ／Ｎを確保する。受信遅延回路４５は、所定の深さからの受信超音波を集束して細い受信ビーム幅を得るための収束用遅延時間と、所定の方向に超音波ビームの受信指向性を設定するための偏向用遅延時間をプリアンプ４４の出力に与えた後、加算器４６に送り、加算器４６において圧電振動子からの複数の受信信号は加算されて１つに纏められる。
【００３０】
次に、Ｂモード処理部２４は、対数変換器４７と包絡線検波器４８とＡ／Ｄ変換器４９とを備えている。Ｂモード処理部２４の入力信号は、対数変換器４７で受信信号の振幅を対数変換し、弱い信号を相対的に強調する働きをしている。一般に被検体９０からの受信信号は８０ｄＢ以上の広いダイナミックレンジをもった振幅を有しており、これを２０〜３０ｄＢ程度のダイナミックレンジをもつ通常のテレビモニタに表示するためには弱い信号を強調する振幅圧縮が必要となる。また、包絡線検波器４８は、対数変換された受信信号に対して包絡線検波を行い、超音波周波数成分を除去して振幅のみを検出する。そして、Ａ／Ｄ変換器４９は、この包絡線検波器４８の出力信号をＡ／Ｄ変換しＢモード画像データを生成する。
【００３１】
一方、ドプラモード処理部２５は、基準信号発生器５１、π／２移相器５２、ミキサ５３−１及び５３−２、ＬＰＦ（ローパスフィルタ）５４−１及び５４−２を備え、更に、Ａ／Ｄ変換器５５−１及び５５−２、ドプラ信号記憶回路５６、ＦＦＴ分析器５７、演算器５８を備えており、主に直交位相検波とＦＦＴ分析が行われる。
【００３２】
即ち、ドプラモード処理部２５の入力信号は、ミキサ５３−１及び５３−２の第１の入力端子に入力される。一方、この入力信号の中心周波数とほぼ等しい周波数をもった基準信号発生器５１の出力は、ミキサ５３−１の第２の入力端子に直接送られ、π／２移相器５２を介して９０度位相がシフトした出力はミキサ５３−２の第２の入力端子に送られる。これらのミキサ５３−１及び５３−２の出力は、ＬＰＦ５４−１及び５４−２に送られ、ドプラモード処理部２５の入力信号の周波数と基準信号発生器５１からの信号周波数との和の成分が除去され、差の成分のみが抽出される。
【００３３】
Ａ／Ｄ変換器５５−１及び５５−２は、ＬＰＦ５４−１及び５４−２の出力、即ち直交位相検波出力をデジタル信号に変換し、ＦＦＴ分析器５７は、デジタル化された直交成分を一旦ドプラ信号記憶回路５６に保存した後ＦＦＴ分析を行う。一方、演算器５８は、ＦＦＴ分析器５７によって得られるドプラ信号の周波数スペクトルに対して、その中心周波数や広がり（分散）などの演算を行う。
【００３４】
次に、図１に戻って、画像データ演算記憶部３０は、送受信・画像データ生成部２０において生成された画像データを保存する画像データ記憶回路３１と、この画像データに対して相互相関処理などの画像データ間演算を行う画像データ演算回路３２とを備えている。この画像データ記憶回路３１は、送受信・画像データ生成部２０のＢモード処理部２４において生成されたＢモード画像データ、及びドプラモード処理部２５において生成されたドプラモード画像データを保存する記憶回路であり、被検体９０の所定の部位に対して異なる方向から超音波送受波を行なうことによって生成される複数の第１の画像データ（以下では、予備撮影用画像データと呼ぶ）と、後述する画像データ間演算結果に基づいて算出される被検体９０の最適設定音速値に基づいて生成された第２の画像データ（以下では、本撮影用画像データと呼ぶ）が保存されている。
【００３５】
また、画像データ演算回路３２は、図示しない高速演算器と記憶回路を有し、被検体９０の所定部位に対して異なる方向から超音波送受波を行なうことによって生成された複数の予備撮影用画像データに対し、画像データ間の相互相関処理などの画像データ間演算を行なって画像データのズレを計測し、更に、この計測値に基づいて被検体９０の最適設定音速値（即ち、被検体９０の実際の音速値に等しいと思われる設定音速値）を算出する。
【００３６】
一方、遅延時間演算部７５は、図示しない高速演算器と記憶回路を有し、初期設定された音速値、あるいは上記画像データ演算記憶部３０において算出された最適設定音速値に基づいて、送信部２１の送信遅延回路４２及び受信部２３の受信遅延回路４５における遅延時間を算出する。
【００３７】
次に、表示部６０は、表示用画像データ記憶回路６１と変換回路６２とカラーモニタ６３を備えており、画像データ演算記憶部３０の画像データ記憶回路３１に保存された予備撮影用画像データ及び本撮影用画像データと入力部８０から入力された各種の文字や数字などの付帯情報は上記表示用画像データ記憶回路６１において合成され、更に、変換回路６２においてＤ／Ａ変換とテレビフォーマット変換が行われた後、ＣＲＴあるいは液晶などのカラーモニタ６３に表示される。
【００３８】
一方、入力部８０は、操作パネル上にキーボード、トラックボール、マウス等の入力デバイスと表示パネルを備え、患者情報、画像データ収集モード、音速値の入力、画像データの収集や画像間演算に必要な指示信号などの入力を行なう。そして、システム制御部７０は、入力部８０からの指示信号に基づいて送受信・画像データ生成部２０、画像データ演算記憶部３０、表示部６０、遅延時間演算部７５、更には入力部８０などの各ユニットの制御やシステム全体の制御を統括して行う。
【００３９】
（装置の基本動作）
次に、本実施の形態における超音波診断装置１００の基本動作について図１乃至図４を用いて説明する。尚、図３には、マルチプレクサ２２によって行なわれる超音波プローブ１０の圧電振動子１２−１乃至１２−Ｍの選択駆動方法について示す。
【００４０】
被検体９０に対する超音波の送受波に際して、図１のシステム制御部７０は、送受信・画像データ生成部２０のマルチプレクサ２２に振動子選択制御信号を供給する。そして、マルチプレクサ２２は、図３に示した超音波プローブ１０の圧電振動子１２−１乃至１２−Ｎを選択し、これらのＮ個の圧電振動子１２−１乃至１２−Ｎを送受信・画像データ生成部２０のＮチャンネルから構成される送信部２１の出力端子及び受信部２３の入力端子に接続する。次いで、システム制御部７０は、図２の送信部２１のレートパルス発生器４１に対して送信制御信号を供給し、レートパルス発生器４１は、システム制御部７０からの制御信号に同期して被検体９０に放射する超音波パルスの繰り返し周期を決定するレートパルスを送信遅延回路４２に供給する。
【００４１】
送信遅延回路４２は、送信において細いビーム幅を得るために所定の深さに超音波を集束するための集束用遅延時間と、所定の方向（θ）に超音波を送信するための偏向用遅延時間をレートパルスに与え、このレートパルスをパルサ４３に供給する。そして、パルサ４３は、レートパルスの駆動によって発生する圧電振動子駆動信号を、マルチプレクサ２２によって選択された超音波プローブ１０の隣接したＮ個の圧電振動子１２−１乃至１２−Ｎに供給して駆動し、被検体９０のθ方向に超音波パルスを放射する。
【００４２】
被検体９０に放射された超音波の一部は、音響インピーダンスの異なる臓器間の境界面あるいは組織にて反射する。また、この超音波が心臓壁や血球などの動きのある反射体で反射する場合は、その超音波周波数はドプラ偏移を受ける。
【００４３】
被検体９０の組織にて反射した超音波反射波（受信超音波）は、超音波プローブ１０の圧電振動子１２−１乃至１２−Ｎによって受信されて電気信号（受信信号）に変換され、更に、マルチプレクサ２２によって選択された上記Ｎ個の圧電振動子１２−１乃至１２−Ｎの受信信号は、受信部２３におけるＮチャンネルの独立なプリアンプ４４にて増幅されてＮチャンネルの受信遅延回路４５に送られる。
【００４４】
受信遅延回路４５は、受信において細いビーム幅を得るために所定の深さからの超音波を収束するための集束用遅延時間と、超音波ビームに対して所定の方向（θ）に強い受信指向性をもたせて受信するための偏向用遅延時間を上記受信信号に与えた後、加算器４６に送る。そして、加算器４６は、受信遅延回路４５から出力されるＮチャンネルの受信信号を加算合成し、１つの受信信号に纏めた後、Ｂモード処理部２４とドプラモード処理部２５に供給する。尚、上記受信遅延回路４５は、後述するダイナミック集束を行なうために、受信集束点が時間と共に被検体９０の深さ方向に連続的に移動するような遅延時間を受信信号に対して与える。
【００４５】
次に、Ｂモード画像データを生成する場合には、加算器４６の出力はＢモード処理部２４において、対数変換、包絡線検波、Ａ／Ｄ変換がなされた後、図１の画像データ演算記憶部３０における画像データ記憶回路３１のＢモード画像領域に保存される。
【００４６】
一方、ドプラモード画像データの生成を行うためには、受信信号のドプラ偏移を求めるために上記手順によって同一方向（θ）に連続して複数回の超音波送受波を行い、このとき得られる受信信号に対してＦＦＴ（Ｆａｓｔ−Ｆｏｕｒｉｅｒ−Ｔｒａｎｓｆｏｒｍ）分析を行う。即ち、ドプラモード処理部２５は、加算器４６の出力に対してミキサ５３−１、５３−２及びＬＰＦ５４−１、５４−２を用いて直交位相検波して複素信号に変換し、更に、Ａ／Ｄ変換器５５−１，５５−２にてデジタル信号に変換した後、ドプラ信号記憶回路５６に保存する。上記θ方向に対して複数回の超音波送受波によって得られた受信信号について同様な処理を行い、ドプラ信号記憶回路５６に保存した後、ＦＦＴ分析器５７は、ドプラ信号記憶回路５６に保存された受信信号を読み出して周波数スペクトルを求める。
【００４７】
次いで、演算器５８は、ＦＦＴ分析器５７において算出された周波数スペクトルに対して、その中心周波数（即ち、組織や血流の平均速度）や分散値などを算出し、システム制御部７０は、これらの算出結果をドプラモード画像データとして図１の画像データ記憶回路３１のドプラモード画像領域に保存する。但し、ＦＦＴ分析器５７において求まるドプラ信号の周波数スペクトラムには、心筋などの組織の運動によって生ずる組織ドプラ成分と血流の流れによって生ずる血流ドプラ成分とがあり、前者は後者より低周波成分で構成されている。従って、所望のドプラ成分に応じて最適なフィルタリング定数の設定を行う必要がある。
【００４８】
尚、超音波受信信号のドプラ成分の算出において、上記のようなＦＦＴ分析を用いる方法の代わりにＭＴＩフィルタ及び自己相関関数を使用してドプラ成分スペクトルの中心（即ち、平均速度）やパワーあるいは分散値を求めてもよい。
【００４９】
送受信・画像データ生成部２０のマルチプレクサ２２によって圧電振動子１２−１乃至１２−Ｎを選択し、θ方向に対して第１の超音波走査を行ったならば、次に、マルチプレクサ２２は、システム制御部７０から供給される振動子選択制御信号に従って圧電振動子１２−２乃至１２−（Ｎ＋１）を選択し、送受信・画像データ生成部２０の送信部２１の出力端子及び受信部２３の入力端子に接続する。
【００５０】
そして、選択された圧電振動子１２−２乃至１２−（Ｎ＋１）を用い、上記第１の超音波走査と同様の手順によってθ方向に対して第２の超音波走査を行ない、得られたＢモード画像データ及びドプラモード画像データを画像データ演算記憶部３０の画像データ記憶回路３１に保存する。
【００５１】
以下同様にして、圧電振動子１２−（Ｍ−Ｎ＋１）乃至１２−Ｍが選択されてθ方向の第（Ｍ−Ｎ＋１）の超音波走査が行なわれるまで被検体９０に対する超音波送受波が繰り返し行なわれる。そして、上記手順によってθ方向に走査して得られた画像データは図１の画像データ演算記憶部３０における画像データ記憶回路３１に保存される。
【００５２】
以上述べた超音波診断装置１００の基本動作により生成されたＢモード画像データあるいはドプラモード画像データは、直接あるいは合成されて表示部６０に表示される。即ち、システム制御部７０は、画像データ演算記憶部３０の画像データ記憶回路３１に保存されているドプラモード画像データやＢモード画像データ、更には合成画像データを読み出し、これらの画像データに対して付帯情報である数字や文字などを重畳して表示用画像データ記憶回路６１に一旦保存する。そして、上記画像データを変換回路６２に供給し、カラー処理、Ｄ／Ａ変換、ＴＶフォーマット変換などを行なってカラーモニタ６３に表示する。
【００５３】
（超音波の偏向角及び焦点距離と遅延時間）
ここで、選択されたＮ個の圧電振動子（例えば１２−１乃至１２−Ｎ）の駆動信号あるいは受信信号に対して与えられる遅延時間と超音波ビームの焦点距離（Ｆ）及び偏向角（θ）の関係について図４を用いて説明する。尚、図２の送信部２１における送信遅延回路４２、あるいは受信部２３における受信遅延回路４５では、集束点（Ｆ）に対する集束用遅延時間と偏向角（θ）に対する偏向用遅延時間は合成されてレートパルス発生器４１の出力パルス、あるいはプリアンプ４４の出力信号に与えられるが、図４では、説明を容易にするために分離して示す。
【００５４】
図４（ａ）に示した電子的な超音波ビームの集束法（電子集束法）において、１次元に間隔ｄで配列された圧電振動子１２から距離Ｆの深さに送信超音波あるいは受信超音波の集束点を設定する場合、ｎ番目の圧電振動素子１２に対応した駆動信号あるいは受信信号に供給される集束用遅延時間τｆ（ｎ）は近似的に、
【数１】

となる。但し、Ｖは被検体９０の音速値である。
【００５５】
従来より、画像の高分解能化を目的として、上記の電子集束法が導入されてきたが、この電子集束法では集束点から離れた場所（深さ）ではビームが拡散し、分解能が低下する。このため、受信時には時間とともに集束点が連続的に深さ方向に移動する、所謂ダイナミック集束法が用いられている。ダイナミック集束法では、反射信号は常に受信超音波ビームが集束された領域から得られるため、深さに依らずに高分解能を有した画像データが生成される。尚、このダイナミック集束法の詳細については、特許文献２に記載されているため、ここでの説明は省略する。
【００５６】
一方、図４（ｂ）の電子的な超音波ビームの偏向法において、１次元に間隔ｄで配列された圧電振動子１２の配列方向に垂直な方向に対して超音波ビームを角度θに偏向する場合、ｎ番目の圧電振動素子１２に対応した駆動信号あるいは受信信号に供給される偏向用遅延時間τｓ（ｎ）は近似的に、
【数２】

によって示される。
【００５７】
（画像データ生成の手順）
次に、図１乃至図７を用いて本発明の第１の実施の形態における画像データの生成手順について説明する。尚、図５は本実施の形態における画像データ生成の手順を示すフローチャートである。また、本実施の形態においては、リニア走査用の超音波プローブ１０を使用し、被検体９０に対する最適設定音速値を算出するための予備撮影用Ｂモード画像データの生成と、本撮影用Ｂモード画像データ及び本撮影用ドプラモード画像データの生成を行う。
【００５８】
即ち、図１の入力部８０において、使用する超音波プローブ１０のプローブＩＤや上記画像データの収集に必要な種々の撮影条件が操作者によって入力され、これらの入力情報はシステム制御部７０の図示しない記憶回路に送られ保存される（図５のステップＳ１）。そして、上記の初期設定が終了したならば、操作者は超音波プローブ１０の先端（超音波送受信面）を被検体９０の体表面上の所定位置に固定し、画像データ生成のためのコマンド信号を入力部８０より入力する（図５のステップＳ２）。次いで、システム制御部７０は、予め記憶回路に保存されている初期設定音速値（Ｖ＝Ｖ０）や予備撮影における超音波ビームの偏向角（θ＝θ０及び−θ０）、更には上記プローブＩＤの入力によって得られる圧電振動子１２の素子数Ｍ及びＮや配列ピッチｄなどのデータを記憶回路から読み出し、遅延時間演算部７５に供給する。
【００５９】
そして、遅延時間演算部７５の図示しない高速演算器は、上記のデータを用い、既に示した式（１）に基づいて偏向角がθ０の場合の遅延時間を圧電振動子（ｎ）及び焦点距離Ｆをパラメータに算出し（図５のステップＳ３）、遅延時間演算部７５の図示しない記憶回路に保存するとともにシステム制御部７０に供給する。次いで、システム制御部７０は、算出された遅延時間に基づいて超音波ビームの偏向角θがθ０となるように送信部２１の送信遅延回路４２及び受信部２３の受信遅延回路４５の遅延時間を設定する。更に、システム制御部７０は、マルチプレクサ２２に対して振動子選択制御信号を供給して図３に示した圧電振動子１２−１乃至１２−Ｎを選択し、θ＝θ０方向に対して第１の超音波走査を行なう。そして、得られた画像データを、図１の画像データ演算記憶部３０における画像データ記憶回路３１に保存する。
【００６０】
次に、システム制御部７０は、マルチプレクサ２２に振動子選択制御信号を供給して圧電振動子１２−２乃至１２−（Ｎ＋１）を選択し、θ＝θ０方向に対して第２の超音波走査を行なう。そして、得られた画像データを画像データ演算記憶部３０における画像データ記憶回路３１に保存する。以下同様にして、圧電振動子１２−（Ｍ−Ｎ＋１）乃至１２−Ｍが選択されて第（Ｍ−Ｎ＋１）の超音波走査が行なわれるまでθ０方向の超音波送受波は繰り返される。そして、上記手順によってθ０方向に斜め走査して得られた画像データは画像データ記憶回路３１に保存される。
【００６１】
次に、システム制御部７０は、送信部２１の送信遅延回路４２と受信部２３の受信遅延回路４５に対して−θ０方向に超音波を送受信するための遅延時間を設定する。そして、上記θ０の場合と同様にして−θ０方向に対して第１の超音波走査乃至第（Ｍ−Ｎ＋１）の超音波走査を繰り返し、得られたＢモード画像データを画像データ記憶回路３１に保存する。
【００６２】
即ち、画像データ演算記憶部３０における画像データ記憶回路３１には、超音波の走査方向をθ０に設定して得られた第１の予備撮影用Ｂモード画像データ（画像データＡ）と−θ０方向に設定して得られた第２の予備撮影用Ｂモード画像データ（画像データＢ）が保存される（図５のステップＳ４）。
【００６３】
２つの異なる方向に対する斜め走査によって２枚の予備撮影用Ｂモード画像データの生成が終了したならば、システム制御部７０は、画像データ演算記憶部３０の画像データ演算回路３２に画像データ間演算の指示信号を供給し、この指示信号を受信した画像データ演算回路３２は、画像データ記憶回路３１に保存されている画像データＡと画像データＢを読み出し、画像データ間の相互相関処理によって両者の画像ズレの計測を行う（図５のステップＳ５）。
【００６４】
（画像ズレ）
次に、被検体９０における実際の音速が装置の設定音速値と異なる場合に発生する画像のズレについて図６を用いて説明する。既に示した式（１）及び式（２）においても明らかなように、焦点距離Ｆあるいは偏向角度θは音速Ｖに依存し、従って、被検体９０の実際の音速が設定音速値と異なる場合には画像ズレが発生する。即ち、図６（ａ）において、装置の設定音速値がＶ０、被検体９０の実際の音速がＶ０＋ΔＶの場合、これらの音速と画像上の走査方向（偏向角度）θ０及び被検体９０における実際の走査方向θ０＋Δθは式（２）より下式（３）の関係が成立する。
【００６５】
【数３】

このため、例えば、図６（ａ）のθ０＋Δθの方向に存在する実際の反射体Ｂは、図１の表示部６０のカラーモニタ６３に表示される超音波画像上ではθ方向の反射体Ｃとして表示される。また、Ｎ個の圧電振動子１２の中心Ｏと実際の反射体Ｂ及び表示された反射体Ｃとの距離ｒ１及びｒ２は、次式（４）の関係にある。
【００６６】
【数４】

従って、上記反射体Ｂと反射体Ｃの水平方向の画像ズレΔγ／２は
【数５】

によって算出される。
【００６７】
同様にして超音波ビームの偏向角度が−θ０の場合には、図６（ｂ）に示すように反対方向に位置ズレした反射体Ｃ’が表示部６０のカラーモニタ６３に表示される。即ち、カラーモニタ６３では、偏向角θ０の超音波画像と、偏向角−θ０の超音波画像に表示される反射体Ｃ及びＣ’の間隔Δγは式（５）に示した関係にあり、Ｖ０、θ０及びｒ２は既知の値であるため、Δγが計測できれば被検体９０における実際の音速値Ｖ０＋ΔＶを求めることが可能となる。
【００６８】
（画像ズレの計測）
以下に、画像ズレΔγの計測を目的とした相互相関係数の算出方法について図７を用いて説明する。図７（ａ）において、θ０方向の斜め走査によって得られた画像データＡの画素（ｐ、ｑ）における信号強度をＡ（ｐ、ｑ）、同様にして−θ０方向の斜め走査によって得られた画像データＢの画素（ｐ、ｑ）における信号強度をＢ（ｐ、ｑ）とすれば、これらの画像データ間の相互相関係数α_ＡＢ（ｋ、ｓ）は次式（６）によって求めることができる。
【００６９】
【数６】

この計算の結果、図７（ｂ）に示すようにｋ＝ｋ１においてγ_ＡＢ（ｋ、ｓ）が最大値をもつ場合には画像がｐ方向（水平方向）にｋ１だけズレていることを示す。ここで特に重要なのはｐ方向における画像ズレΔγであり、この画像ズレΔγは、上記ピクセル数ｋ１に１ピクセルの大きさΔｋを乗ずることによって算出される。この画像ズレΔγを式（５）に代入することによって音速差ΔＶ、あるいは被検体９０の実際の音速Ｖ０＋ΔＶを算出することができる。
【００７０】
再び画像生成手順の説明に戻り、図１の画像データ演算回路３２によって画像データのズレから被検体９０の実際の音速Ｖ０＋ΔＶ（以下では最適設定音速値Ｖ１とする）が算出されたならば（図５のステップＳ６）、システム制御部７０は、この音速値Ｖ１に基づいて送信部２１の送信遅延回路４２及び受信遅延回路４５における遅延時間の再設定を行ない（図５のステップＳ７）、再設定された遅延時間を用いて本撮影用のＢモード画像データ及びドプラモード画像データの生成と表示を行う（図５のステップＳ８）。但し、本撮影における超音波の送受信方向は、通常、圧電振動子１２の配列方向に対して垂直な方向（θ＝０）に設定される。
【００７１】
以上述べた本実施の形態によれば、２つの異なる方向からの斜め走査によって得られた画像データの相互相関演算から画像ズレを計測しているため、最適設定音速値Ｖ１の算出と、この最適設定音速値Ｖ１に基づいた集束用遅延時間あるいは偏向用遅延時間の再設定を自動的に行なうことができる。このため、最適設定音速Ｖ１の算出を短時間で精度良く行うことができ、しかも操作者に与える負担が極めて少ない。
【００７２】
（第１の変形例）
次に、上記第１の実施の形態の変形例について図８を用いて説明する。尚、図８に示した本変形例における画像データ生成手順のフローチャートにおいて、図５に示した上記実施の形態の収集手順と同じ部分は同一の符号をつけ、その説明は省略する。
【００７３】
被検体９０の最適設定音速値Ｖ１を算出する際に、上記実施の形態では、２種類の斜め走査によって得られた画像データＡ及び画像データＢの相互相関演算から画像ズレΔγを計測し、この画像ズレΔγを、例えば式（５）に代入することによって最適設定音速値Ｖ１を算出したが、この変形例では、２種類の斜め走査によって得られた画像データＡ及び画像データＢの所定の領域において下式（７）に基づいて相関係数βＡＢの算出を行なう。
【００７４】
【数７】

このとき、システム制御部７０は、装置の設定音速値Ｖ０を順次変更しながら、２種類の斜め走査による画像データの生成と上記相関係数βＡＢの演算を繰り返し、相関係数βＡＢが最大値を示したときの設定音速値Ｖ０を被検体９０の最適設定音速値Ｖ１に設定する（図８のステップＳ１０）。そして、システム制御部７０は、この最適設定音速値Ｖ１に基づいて送信部２１の送信遅延回路４２及び受信部２３の受信遅延回路４５における遅延時間を再設定し（図８のステップＳ７）、再設定された遅延時間を用いて本撮影用のＢモード画像データあるいはＢモード画像データとドプラモード画像データの生成と表示を行う（図８のステップＳ８）。
【００７５】
この変形例によれば、上記第１の実施の形態と同様に、被検体９０の最適設定音速値Ｖ１の算出と、この最適設定音速値Ｖ１に基づいた集束用遅延時間あるいは偏向用遅延時間の再設定を自動的に短時間で行なうことができ、従って、操作者に対する負担が軽減される。しかも、この変形例では、選択された領域における相関係数βＡＢの算出が行なわれるため、特にＳ／Ｎに優れた領域の画像データを選択して演算することができ、より正確な最適設定音速値Ｖ１の算出が可能となる。更に、特定の部位に対して局所的な音速の算出を行なうことができるため、被検体９０の音速分布が一様でない診断部位に対して有効である。
【００７６】
尚、上記装置の設定音速Ｖ０は、操作者が入力部８０においてマニュアルで順次変更してもよい。この場合、設定音速値Ｖ０と相関係数βＡＢの数値は、例えば表示部６０のカラーモニタ６３、あるいは入力部８０の表示パネルに表示され、操作者は、表示された相関係数βＡＢが最大値を示したときの設定音速値Ｖ０を検出し、この設定音速値Ｖ０を被検体９０の最適設定音速値Ｖ１として入力部８０において入力した後、本撮影用の画像データの生成と表示を行う。
【００７７】
（第２の変形例）
次に、本実施の形態における第２の変形例について図９を用いて説明する。この変形例の特徴は、角度の異なる斜め走査によって得られた２枚の画像データを重畳表示し、被検体９０の同一反射体の画像が重なるように設定音速値を制御することにある。
【００７８】
図９は、上記重畳表示を模式的に示した図であり、被検体９０の最適設定音速値Ｖ１が装置の設定音速Ｖ０と異なる場合、被検体９０の反射体Ｂは、図９（ａ）に示したθ０方向の斜め走査によって得られる画像ではＣに、又、図９（ｂ）の−θ方向の斜め走査によって得られる画像ではＣ’に表示され、これらを重畳表示した図９（ｃ）では、上記ＣとＣ’はΔγだけ離れて表示される。
【００７９】
即ち、操作者は、入力部８０において設定音速値Ｖ０を入力し、システム制御部７０は、入力された設定音速値Ｖ０に基づいて遅延時間演算部７５において演算される遅延時間を送信部２１の送信遅延回路４２及び受信部２３の受信遅延回路４５に対して設定する、そして、上記第１の実施の形態と同様の手順によって超音波の走査方向をθ０に設定して得られる第１の予備撮影用Ｂモード画像データ（画像データＡ）と−θ０方向に設定して得られる第２の予備撮影用Ｂモード画像データ（画像データＢ）を生成し、これらの画像データを表示部６０のカラーモニタ６３に重畳表示する。この場合、画像データＡと画像データＢを色別した半透明表示法にて表示することが好適である。
【００８０】
次いで、操作者は、表示部６０のカラーモニタ６３に重畳表示された超音波画像（図９（ｃ））を観察しながら、入力部８０より設定音速値Ｖ０を順次更新し、システム制御部７０は、更新された設定音速値Ｖ０に基づいて遅延時間演算部７５にて算出された遅延時間を用い、新たに画像データＡ及び画像データＢを生成して表示部６０に重畳表示する。そして、重畳表示された画像において分離して表示されている被検体９０の反射体画像Ｃ及びＣ’が順次移動し、Ｂの位置に最も接近したときの設定音速Ｖ０を被検体９０の最適設定音速値Ｖ１に設定する。
【００８１】
そして、操作者が、入力部８０において最適設定音速値Ｖ１の入力と本撮影の開始コマンドを入力したならば、システム制御部７０は、この最適設定音速値Ｖ１に基づいて遅延時間演算部７５にて算出された遅延時間を用いて、第１の実施の形態と同様の手順によって本撮影における超音波画像データの収集と表示を行なう。
【００８２】
この第２の変形例によれば、複雑な相関処理演算を必要としないため、画像データの全領域においてノイズの混入が多い場合には有効な手段となる。
【００８３】
尚、上記実施の形態及び変形例ではリニア走査方式を例に説明したがコンベックス走査方式であってもよい。また本撮影をセクタ走査方式で行う場合には、リニア走査用、あるいはコンベックス走査用の超音波プローブ１０を用いた予備撮影において最適設定音速値Ｖ１を求め、次いで、セクタ走査用の超音波プローブ１０と交換した後、上記最適設定音速値Ｖ１に基づいて本撮影を行なってもよい。
【００８４】
更に、上記実施の形態と変形例においては、斜め走査の偏向角を左右対称（即ち、θ０及び−θ０）に設定したが、これに限定されるものではない。
【００８５】
また、上記実施の形態と第１の変形例においては、予備撮影用の画像データによる最適設定音速値が算出されたならば、この最適設定音速値に基づいた本撮影用の画像データの生成と表示が自動的に行われる場合について述べたが、本撮影は操作者が入力する本撮影開始コマンドに従って開始されてもよい。
【００８６】
（第２の実施の形態）
次に、本発明の第２の実施の形態について図１０及び図１１を用いて説明する。この第２の実施の形態の特徴は、操作者によって入力部８０より入力される被検体９０の診断部位等の情報に基づいて被検体９０の最適設定音速値Ｖ１が設定されることにある。本実施の形態における超音波診断装置の構成では、図１に示した第１の実施の形態の超音波診断装置１００の画像演算部３２は必ずしも必要としないが、その他の構成は同様であるため、図１のブロック図と図１０のフローチャートを用いて本実施の形態の画像データ生成手順について説明する。
【００８７】
既に述べたように、被検体９０の音速値は、診断部位や症例、あるいは肥満度に依存することが多くの基礎研究から明らかになりつつある。本実施の形態では、システム制御部７０の記憶回路には、予め診断部位別、症例別、肥満度別など分類された平均的な音速値が保存されている。この平均的な音速値（ここでは最適設定音速値と呼ぶ。）は一般に公開されている研究論文の値を用いてもよいが、例えば、第１の実施の形態に示した方法などを用いて蓄積された実際の臨床データであってもよい。
【００８８】
撮影に先立ち、操作者は、入力部８０にて超音波走査方式や使用する超音波プローブ１０、更には画像データ収集モードなどの設定とともに被検体９０の「診断部位」や「症例」あるいは「肥満度」などの被検体（患者）情報を入力する（図１０のステップＳ１１）。図１１は、システム制御部７０の記憶回路に予め保存されている音速データを模式的に示したものであり、例えば、「肝臓」ｇ１、「甲状腺」ｇ２、「乳腺」ｇ３、「前立腺」ｇ４・・・などの診断部位によって分類され、更に、各診断部位において症例別（例えば正常肝、脂肪肝、肝硬変・・・）の最適設定音速値Ｖ１１、Ｖ１２，Ｖ１３・・・が設定されている。
【００８９】
従って、操作者は、入力部８０の表示パネルに表示されている各種「診断部位」の中から「肝臓」ｇ１を選択し、更に症例として「肝硬変」を選択することによって被検体９０の最適設定音速値としてＶ１３が選択される（図１０のステップＳ１２）。次いで、システム制御部７０は、入力部８０からの撮影開始コマンドを受信したならば（図１０のステップＳ１３）、上記最適設定音速値Ｖ１３を遅延時間演算部７５に供給し、遅延時間演算部７５の図示しない高速演算器は、既に示した式（１）のＶにＶ１３を代入することによって圧電振動子（ｎ）及び焦点距離Ｆをパラメータに遅延時間を算出して遅延時間演算部７５の図示しない記憶回路に保存する（図１０のステップＳ１４）。
【００９０】
上記の初期設定と遅延時間演算が終了したならば、操作者は超音波プローブ１０の先端（超音波送受信面）を被検体９０の体表面上の所定位置に固定し、本撮影用の超音波画像データの収集を開始する（図１０のステップＳ１５）。但し、上記本撮影の手順は第１の実施の形態と同様であるため、詳細な説明は省略する。
【００９１】
この第２の実施の形態によれば、予め疾患名が明らかな被検体９０に対する超音波検査においては、簡単な操作によって比較的良質な画像データを収集することができる。また、画像を用いた計測を行う必要がないため、画像データに多くのノイズが混入している場合には有効な手段となる。
【００９２】
尚、上記の「診断部位」や「症例」あるいは「肥満度」などは、操作者が入力部８０より入力してもよいが、撮影に先立って、超音波診断装置１００をネットワークを介して同じ院内のＨＩＳ（病院情報システム）などと接続し、このＨＩＳに既に保存されている被検体（患者）情報を読み出してシステム制御部７０に入力してもよい。
【００９３】
（第３の実施の形態）
次に、本発明の第３の実施の形態について図１２乃至図１３を用いて説明する。この第３の実施の形態の特徴は、予め表示された予備撮影用の画像において所望の位置あるいは所望の領域を指定し、指定された領域の画像の解像度が最良になるように装置の設定音速値を局所的に制御することにある。
【００９４】
本実施の形態における超音波診断装置の構成は、図１に示した第１の実施の形態の画像演算部３２が不要となるが、その他の構成と装置の基本動作は第１の実施の形態と同様であるため、図１のブロック図と図１２に示したフローチャートを用いて本実施の形態の画像データ生成手順について説明する。尚、本実施の形態における入力部８０には、表示部６０のカラーモニタ６３に表示される超音波画像の任意の位置を指定すると共に、この位置を集束点として行なわれる超音波送受波の遅延時間の算出における装置設定音速を更新する機能を有している。
【００９５】
操作者は、入力部８０にて超音波走査方式や使用する超音波プローブ１０のＩＤの選択、画像データ収集モードなどの撮影条件の設定、更には、被検体情報の入力を行う。（図１２のステップＳ２１）。そして、入力部８０より撮影開始コマンドが入力されたならば（図１２のステップＳ２２）、遅延時間演算部７５は、システム制御部７０の記憶回路に予め保存されている設定音速値Ｖ０と、上記プローブＩＤに対応したプローブ仕様をシステム制御部７０から受信し、走査方向θ＝０に対する超音波送受波の遅延時間を算出する（図１２のステップＳ２３）。
【００９６】
次いで、システム制御部７０は、算出された遅延時間に基づいた遅延時間制御信号を送信部２１の送信遅延回路４２及び受信部２３の受信遅延回路４５に供給する。そして、超音波の走査方向をθ＝０に設定して第１の実施の形態と同様の動作によって予備撮影用のＢモード画像データを生成し、この画像データを表示部６０のカラーモニタ６３に表示する（図１２のステップＳ２４）。
【００９７】
次に、操作者は、表示部６０のカラーモニタ６３に表示された超音波画像を観察し、この画像上において、病変部など特に詳細な観測をしたい部位（解像度改善部位）を入力部８０の入力デバイスを用いて指定し（図１２のステップＳ２５）、更に、設定音速値Ｖ０を更新する（図１２のステップＳ２６）。システム制御部７０は、指定された画像上の位置を認識し、この位置を集束点として既に設定されている遅延時間の再設定を行なう。即ち、入力部８０において更新された設定音速値Ｖ０に基づいて、遅延時間演算部７５は、上記集束点に対応する遅延時間を算出し（図１２のステップＳ２７）、システム制御部７０は、この遅延時間を用いて画像データの生成と表示を行う（図１２のステップＳ２８）。
【００９８】
図１３（ａ）及び図１３（ｂ）は、水平方向が圧電振動子１２の配列方向、垂直方向が超音波送受信方向に対応した超音波画像上に設定されている複数の集束点を示しており、操作者によって、例えば集束点ｈが指定され、更に新たな設定音速値Ｖ０ｓが入力された場合、システム制御部７０は、集束点ｈの設定音速値をＶ０ｓに更新すると共に、この集束点ｈから離れるに従ってＶ０ｓから初期の設定音速値Ｖ０になるように周囲の設定音速値を更新する。次いで、更新されたこれらの設定音速値に基づいて遅延時間演算部７５が算出する遅延時間を用い、Ｂモード画像データを生成して表示部６０に表示する。
【００９９】
操作者は、表示された新たな画像に対して更なる解像度を望む場合は、再度設定音速値Ｖ０ｓの更新を行ない（図１２のステップＳ２９）、システム制御部７０は、更新された設定音速値Ｖ０ｓに基づいて新たな画像データを生成して表示部６０に表示する。そして、最も解像度の優れた画像が得られる場合の設定音速値（最適設定音速値）Ｖ１ｓを検出し、この最適設定音速値Ｖ１ｓを用いて本撮影を行なう（図１２のステップＳ３０）。
【０１００】
一方、図１３（ｂ）に示すように、表示部６０に表示される画像上において複数個の集束点（例えば、集束点ｈ１乃至集束点ｈ４）の位置を指定し、これらの集束点における設定音速値（例えば、Ｖ０ｓ１乃至Ｖ０ｓ４）を順次更新しながら上記と同様の手順によって集束点ｈ１乃至集束点ｈ４に対応する最適設定音速値を求めることも可能である。尚、図１３（ａ）及び図１３（ｂ）の下段には上段の集束点分布図のＡ−Ａ’及びＢ−Ｂ’における設定音速値の分布図を示す。この場合、選択されていない集束点に対する設定音速値は、上記設定音速値Ｖ０ｓ１乃至Ｖ０ｓ４に基づいた内挿近似、あるいは外挿近似によって設定される。
【０１０１】
以上述べた第３の実施の形態によれば、設定音速値を局所的に更新することが可能なため、特に被検体９０の実際の音速分布が不均一な場合においても所望の部位における解像度の改善を行うことができる。また、この実施の形態における予備撮影は、本撮影時と同様の走査方式によって行うことができるためリニア走査方式のみならずセクタ走査方式、あるいはコンベックス走査方式のいずれにおいても超音波プローブ１０の交換を行うことなく予備撮影と本撮影を行うことができる。
【０１０２】
以上、本発明の実施の形態について述べてきたが、本発明は上記の実施の形態に限定されるものでは無く、変形して実施することが可能である。例えば、上記実施の形態の説明では、圧電振動子１２が１次元に配列された場合について述べたが、２次元配列された圧電振動子１２による２次元画像データあるいは３次元画像データの生成においても本発明は有効である。また、送受波・画像データ生成部２０は、アナログ方式の回路構成としたが、デジタル方式であっても構わない。
【０１０３】
【発明の効果】
本発明によれば、電子的なビーム制御に要求される被検体の最適設定音速値を正確かつ容易に設定することが可能なため、高分解能な超音波画像を得ることができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の第１の実施の形態における超音波診断装置の全体構成を示すブロック図。
【図２】同実施の形態における送受信・画像データ生成部の構成を示す図。
【図３】同実施の形態における圧電振動子の選択駆動方法を示す図。
【図４】同実施の形態における遅延時間と超音波ビームの偏向角及び焦点距離の関係を説明するための図。
【図５】同実施の形態における画像データ生成手順を示すフローチャート。
【図６】同実施の形態における画像ズレを示す図。
【図７】同実施の形態における画像ズレの計測を目的とした相互相関係数の算出方法を示す図。
【図８】同実施の形態の第１の変形例における画像データ生成手順を示すフローチャート。
【図９】同実施の形態の第２の変形例における重畳表示を模式的に示す図。
【図１０】本発明の第２の実施の形態における画像データ生成手順を示すフローチャート。
【図１１】同実施の形態における診断部位及び症例に対する最適設定音速値を模式的に示す図。
【図１２】本発明の第３の実施の形態における画像データ生成手順を示すフローチャート。
【図１３】同実施の形態における局所的な最適設定音速値の設定方法を示す図。
【符号の説明】
１０…超音波プローブ
１１…ケーブル
２０…送受信・画像データ生成部
２１…送信部
２２…マルチプレクサ
２３…受信部
２４…Ｂモード処理部
２５…ドプラモード処理部
３０…画像データ演算記憶部
３１…画像データ記憶回路
３２…画像データ演算回路
６０…表示部
６１…表示用画像データ記憶回路
６２…変換回路
６３…カラーモニタ
７０…システム制御部
７５…遅延時間演算部
８０…入力部
１００…超音波診断装置

Claims (17)

1. 複数の圧電振動子を備えた超音波プローブと、
   前記圧電振動子を選択駆動し、被検体に対して超音波の送受波を行う送受波手段と、
   この送受波手段における送受信信号に対し音速値に基づいて遅延時間を算出する遅延時間算出手段と、
   この遅延時間算出手段によって算出された前記遅延時間を有する前記超音波を用い前記被検体に対して超音波走査を行う走査手段と、
   この走査手段によって前記送受波手段より得られる受信信号に基づいて超音波画像データを生成する画像データ生成手段と、
   前記被検体の予想音速値に基づいて算出された第１の遅延時間を有する前記超音波を用い、前記走査手段が斜め走査の方向を変更して前記被検体を複数回走査して得られる複数の前記受信信号に基づいて、前記画像データ生成手段によって生成された複数の第１の画像データを受信して当該画像データ間のズレを計測する画像ズレ計測手段と、
   この画像ズレ計測手段によって計測された前記画像データ間のズレに基づいて前記被検体の音速値を設定して前記遅延時間算出手段に出力する音速設定手段とを備え、
   前記音速設定手段からの前記被検体の音速値に基づいて前記遅延時間算出手段は第２の遅延時間を算出し、前記走査手段は前記超音波に対して前記第２の遅延時間を与えて前記被検体を走査し、その走査によって得られる受信信号に基づいて前記画像データ生成手段は第２の画像データを生成することを特徴とする超音波診断装置。
2. 複数の圧電振動子を備えた超音波プローブと、
   前記圧電振動子を選択駆動し、被検体に対して超音波の送受波を行う送受波手段と、
   この送受波手段における送受信信号に対し音速値に基づいて遅延時間を算出する遅延時間算出手段と、
   この遅延時間算出手段によって算出された前記遅延時間を有する前記超音波を用い、前記被検体に対して超音波走査を行う走査手段と、
   この走査手段によって前記送受波手段より得られる受信信号に基づいて超音波画像データを生成する画像データ生成手段と、
   この画像データ生成手段によって生成された前記超音波画像データを表示する表示手段と、
   前記被検体の予想音速値の設定と更新を行う音速更新手段を備え、
   前記音速更新手段によって設定された前記被検体の予想音速値に基づいて、前記遅延時間算出手段が算出した第１の遅延時間を有する前記超音波を用い前記走査手段は斜め走査の方向を変更して前記被検体を複数回走査し、前記表示手段はこのとき得られる複数の前記受信信号に基づいて前記画像データ生成手段において生成される複数の第１の画像データを重畳表示する。そして、前記音速更新手段は前記被検体の予想音速値の更新に伴って変化する前記第１の画像データのズレに基づいて前記被検体の予想音速値を再設定し、前記走査手段は再設定された前記被検体の予想音速値に基づいて前記遅延時間算出手段が算出した第２の遅延時間を用いて前記被検体を走査し、その走査によって得られる受信信号に基づいて前記画像データ生成手段は第２の画像データを生成することを特徴とする超音波診断装置。
3. 前記走査手段は、リニア走査方式の超音波走査を行うことを特徴とする請求項１又は請求項２に記載の超音波診断装置。
4. 前記超音波プローブの圧電振動子は、１次元又は２次元に配列されることを特徴とする請求項１又は請求項２に記載の超音波診断装置。
5. 前記走査手段は、前記圧電振動子配列の法線方向に対して対称な２つの方向に対して２種類の斜め走査を行うことを特徴とする請求項１又は請求項２に記載の超音波診断装置。
6. 前記画像ズレ計測手段は、前記斜め走査によって得られた少なくとも２枚の前記第１の画像データに対して相互相関演算を行なうことによって画像データ間のズレを計測することを特徴とする請求項１記載の超音波診断装置。
7. 前記表示手段は、前記２種類の斜め走査によって得られた２枚の前記第１の画像データを半透明表示することを特徴とする請求項６記載の超音波診断装置。
8. 前記表示手段は、前記２種類の斜め走査によって得られた２枚の前記第１の画像データを色別表示することを特徴とする請求項６記載の超音波診断装置。
9. 領域指定手段を更に設け、前記画像ズレ計測手段は、前記複数枚の第１の画像データに対し前記領域指定手段が指定する領域において前記相互相関演算を行うことを特徴とする請求項６記載の超音波診断装置。
10. 前記画像データ生成手段は、前記第１の画像データとしてＢモード画像データの生成を行うことを特徴とする請求項９記載の超音波診断装置。
11. 複数の圧電振動子を備えた超音波プローブと、
    前記圧電振動子を駆動し、被検体に対して超音波の送受波を行う送受波手段と、被検体情報を入力する入力手段と、
    前記入力手段によって入力された前記被検体情報に基づいて前記被検体の所望の音速値を設定する被検体音速設定手段と、
    前記送受波手段における送受信信号に対して前記所望の音速値に基づいて算出した遅延時間を与えて前記被検体に対して超音波走査を行う走査手段と、
    この走査手段によって前記被検体より得られる受信信号から超音波画像データを生成する画像データ生成手段と、
    この画像データ生成手段によって生成された前記超音波画像データを表示する表示手段を
    備えたことを特徴とする超音波診断装置。
12. 前記被検体音速設定手段は、前記入力手段から入力される「診断部位」又は「症例」又は「肥満度」の少なくともいずれかの情報に基づいて前記所望の音速値を設定することを特徴とする請求項１１記載の超音波診断装置。
13. 複数の圧電振動子を備えた超音波プローブと、
    前記圧電振動子を選択駆動し、被検体に対して超音波の送受波を行う送受波手段と、
    この送受波手段における送受信信号に対し音速値に基づいて遅延時間を算出する遅延時間算出手段と、
    この遅延時間算出手段によって算出された前記遅延時間を有する前記超音波を用い前記被検体に対して超音波走査を行う走査手段と、
    この走査手段によって前記送受波手段より得られる受信信号に基づいて超音波画像データを生成する画像データ生成手段と、
    この画像データ生成手段によって生成された超音波画像データを表示する表示手段と、
    前記被検体の予想音速値に基づいて算出された第１の遅延時間を有する前記超音波を用いて前記被検体より得られた受信信号から生成され前記表示手段に表示された第１の画像データに対して所望の領域を指定する領域指定手段と、
    この領域指定手段によって指定された前記所望の領域に対応する前記予想音速値を更新する音速値更新手段を備え、
    前記遅延時間算出手段は、前記音速値更新手段によって更新された前記予想音速値に基づいて第２の遅延時間を算出し、前記走査手段は、算出された前記第２の遅延時間を有する前記超音波を用いて前記被検体を走査し、前記画像データ生成手段は、前記走査によって得られる受信信号に基づいて第２の画像データを生成することを特徴とする超音波診断装置。
14. 前記走査手段が算出する前記遅延時間には少なくとも集束用遅延時間が含まれていることを特徴とする請求項１又は請求項２又は請求項１１又は請求項１３のいずれか１項に記載の超音波診断装置。
15. 被検体の予想音速値に基づいて遅延時間を算出するステップと、
    この遅延時間を用いて所定方向の斜め走査を方向を変更しながら複数回行い、複数枚の第１の画像データを生成するステップと、
    生成された前記複数枚の第１の画像データに対して画像データ間のズレを計測するステップと、
    前記画像データ間のズレに基づいて前記被検体の音速値を設定するステップと、設定された前記音速値に基づいて遅延時間を算出するステップと、
    算出した前記遅延時間を用いて第２の画像データの生成を行うステップを
    有することを特徴とする超音波画像データ生成方法。
16. 被検体情報を入力するステップと、
    前記被検体情報に基づいて被検体の音速値を設定するステップと、
    設定された前記音速値に基づいて遅延時間を算出するステップと、
    算出された前記遅延時間を用いて画像データの生成と表示を行うステップを
    有することを特徴とする超音波画像データ生成方法。
17. 被検体の予想音速値に基づいて遅延時間を算出するステップと、
    算出された前記遅延時間を用いて第１の画像データの生成と表示を行うステップと、
    表示された前記第１の画像データに対して所望の領域を指定するステップと、
    指定された前記領域に対応する前記予想音速値を更新するステップと、
    更新した音速値に基づいて遅延時間を算出するステップと、
    算出された前記遅延時間を用いて第２の画像データの生成と表示を行うステップを
    有することを特徴とする超音波画像データ生成方法。

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