JP3645347B2 - Ultrasonic diagnostic apparatus and delay time optimization method - Google Patents

Description

ただし、ｄは、振動子配列間隔、Ｖは生体内音速、Ｆ₀ は焦点距離、θ₀ は偏向角（セクタ角）である。なお、τ_f （ｍ）については、図２０参照。
【０００６】
このパルサ３（１）〜３（Ｍ）では、前記超音波振動子４（１）〜４（Ｍ）を駆動し超音波を発生するための駆動パルスが生成され、その駆動パルスの送信タイミングは送信用遅延回路２（１）〜２（Ｍ）の出力によって決定される。このパルサ（駆動回路）３（１）〜３（Ｍ）の出力は、超音波振動子４（１）〜４（Ｍ）に供給され、当該超音波振動子４（１）〜４（Ｍ）を駆動し、超音波を発生する。
【０００７】
超音波振動子４（１）〜４（Ｍ）から発生し、生体内に放射された超音波の一部は、生体内の臓器の境界面あるいは生体組織の音響散乱体にて反射され、再び超音波振動子４（１）〜４（Ｍ）によって受信され、電気信号に変換される。この受信信号は、プリアンプ５（１）〜５（Ｍ）を介して増幅された後、送信時同様、受信時の超音波ビームの収束距離を決定する遅延時間と超音波ビームの偏向角度を決定するための遅延時間と与えるためのＭチャンネルの受信用遅延回路６（１）〜６（Ｍ）を経て加算器７に送られる。この加算器７でＭチャンネルの受信用遅延回路６の出力信号は加算合成される。そして、その加算器７の出力信号は、対数増幅器８、包絡線検波回路９にて対数圧縮、検波され、Ａ／Ｄ変換器１０によりＡ／Ｄ変換された後、図示しない書き込み・読み出し制御器により画像メモリ１１に一旦ストアされる。
【０００８】
画像メモリ１１にストアされた信号は、書き込み・読み出し制御器によりテレビフォーマットで読み出されてテレビモニタ１３に送られ、そのモニタ１３にて超音波断層像として表示される。
【０００９】
一方、加算器７の出力は、２つの直交位相検波回路に送られる。すなわち、加算器７の出力は、まずミキサ回路１４−１，１４−２に送られる。また、基準信号発生器２０からは、所定の周波数（一般には超音波周波数ｆ0 に略等しい周波数が用いられる）を有する連続波（基準信号）が出力される。この基準信号発生器２０の出力は分岐し、その一方は、移相器１５にて位相が９０度ＳＨＩＦＴしてミキサ回路１４−１に入力され、他方は、直接ミキサ回路１４−２に入力される。このミキサ回路１４−１，１４−２の出力は、ローパスフィルタ１６−１，１６−２に送られ、そのローパスフィルタ１６−１，１６−２により和の周波数成分が除去され差の周波数成分のみが抽出される。この差の周波数を有した信号は、Ａ／Ｄ変換器１７−１，１７−２にてディジタル信号に変換された後一旦メモリ回路にストアされる。
【００１０】
一方、ドップラ信号を算出するためには、同一部位を連続的に走査し、そのときの複数の信号を用いる必要がある。この複数回走査により得られた複数の信号をメモリ（図示せず）にて一旦記憶し、所定のデータ数が揃った時点でＦＦＴ回路１８にてドップラ信号の周波数分析が行なわれ、ドップラ周波数（流速）が求められる。ＦＦＴ回路１８で求められた流速は、演算器１９に送られる。
【００１１】
超音波血流イメージング法（超音波ドップラ法）において表示される物理量は、スペクトルの中心（すなわち流速の平均値）とスペクトルの分散値（すなわち流速の乱れの状態）である。これらの計算は演算器１９にて実施される。演算器１９にて算出された値は、画像メモリ１１にて一旦記憶されテレビモニタ１３にて表示される。ここで前記演算器１９の出力は前記断層像上にてカラーにて表示される場合が一般的である。
【００１２】
以上述べたように、従来の超音波診断装置では、方位分解能を高めるために送信及び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、電子走査型の配列型振動子では、送受信信号の遅延時間制御による電子集束法が用いられるのが一般的である。遅延時間を制御するための制御回路として、超音波診断装置は、遅延制御回路２１を有している。この遅延制御回路２１により、前掲式（１）の如く送受信信号に与える遅延時間を制御している。
【００１３】
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、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、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。図２１にてその原理を説明する。
【００１４】
振動子からの距離が０からｒ1 までの反射信号が得られる範囲では（すなわち時間０から２ｒ1 ／Ｖまでの範囲）、焦点距離がｆ1 になるように受信遅延時間は設定される。次に、振動子からの距離がｒ1 からｒ2 までの反射信号が得られる範囲では（すなわち時間２ｒ1 ／Ｖから２ｒ2 ／Ｖまでの範囲）、焦点距離がｆ2 になるように受信遅延時間は設定される。さらに、振動子からの距離がｒ2 以上の範囲から反射信号が得られる場合は（すなわち時間２ｒ2 ／Ｖ以上の範囲）、焦点距離がｆ3 になるように受信遅延時間は設定される。ただし、０≦ｆ1 ≦ｒ1 ，ｒ1 ≦ｆ2 ≦ｒ2 ，ｒ2 ≦ｆ3 である。
【００１５】
【発明が解決しようとする課題】
上述したダイナミック集束法の説明では、そのダイナミック集束時の集束点がｆ1 〜ｆ3 の３段階に変化する場合について述べたが、最近の装置では、受信遅延回路のディジタル化の実現等の影響もあり、画像メモリの画素単位での連続的な集束点の設定が可能となってきている。
【００１６】
ダイナミック集束法を用いて連続的に集束点を設定する際には、上述した（１）式を用いて受信遅延時間を設定することになるが、その（１）式に示した遅延時間決定パラメータの中で生体内音速値Ｖは臓器によって異なることは従来より知られており、例えば筋肉では「Ｖ＝1560m/sec 」に対して脂肪では「Ｖ＝1480m/sec 」という報告もあり、また、被検体の間でもかなりの差がある。
【００１７】
このように生体内音速値は実際には普遍的に定めることが不可能な量であるため、集束点も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。
【００１８】
すなわち、与えられた遅延時間τ_f （ｍ）に対して常にＦ₀ Ｖ＝一定であるから、上記の脂肪・筋肉のように音速値に約５％の差異があると、集束点１００ｍｍにおける集束点の移動は、５ｍｍとなり、無視できない量である。したがって、このような場合には、必ずしも集束点からの受信をとらえ、それを表示しているとは言い難く、その結果画質劣化が生じてしまった。
【００１９】
また、装置の設定音速値と実際の音速値が等しい時については、図２２（Ｂ）に示したように、振動子からの距離が０からｒ1 までの反射信号が得られる範囲（すなわち時間０から２ｒ1 ／Ｖまでの範囲）、実際の焦点距離ｆ1'は０−ｒ1 の略中点になるように定められる。同様にして距離がｒ1 からｒ2 までの反射信号が得られる範囲では（すなわち時間２ｒ1 ／Ｖから２ｒ2 ／Ｖまでの範囲）、実際の焦点距離ｆ2'はｒ1 −ｒ2 の略中点に、また、距離ｒ2 以上の範囲から反射信号が得られる場合は（すなわち時間２ｒ2 ／Ｖ以上の範囲）、実際の焦点距離ｆ3'はｒ3 以降になるように定められる。
【００２０】
これに対して、例えば実際の生体内音速値が装置内の設定音速値より大きな場合には、図２２（Ａ）に示すように、実際の集束点ｆ1'〜ｆ3'は設定集束点ｆ1 〜ｆ3 （一般にｆ1 ＝ｒ1 ／２，ｆ2 ＝（ｒ1 ＋ｒ2 ）／２，ｆ3 ＞ｒ3 ）に対してｆ1'＜ｆ1 ，ｆ2'＜ｆ2 ，ｆ3'＜ｆ3 となり、特に各々の音速値の差が大きい場合にはｆ2'＜ｒ1 のような場合も発生し、ダイナミック集束法の効果が生かされなかった。
【００２１】
本発明は上述した問題点を解決するためになされたもので、その目的は、設定集束点と実際の集束点を絶えず一致させることにより、ダイナミック集束法の効果を最大限に生かして超音波断層像の画質をさらに向上させることをその目的とする。
【００２２】
【課題を解決するための手段】
上述した問題点を解決するために、本発明では、例えば隣接した走査線上の受信信号の内、例えば断層像上で指定された領域（任意の深さ）内の信号間の相関関係を示す量（相関量）を演算する。そして、演算された相関量に基づいて受信信号の集束度合（受信フォーカスの深さ位置等）を制御するようになっている。
【００２３】
すなわち、受信信号の集束度合を支配する例えば生体内音速値等のパラメータ値を順次変化させながら、その都度演算された相関量を比較する。そして、相関量が最小になるパラメータ値（最適値）を探し、そのパラメータ値に基づいて集束度合を決定するパラメータ（例えば遅延時間や受信フォーカスの深さ位置の変化度合等）を最適化するように構成されている。
【００２４】
このように構成すれば、診断部位別、あるいは被検体別等、必要に応じて例えば一定周期毎に隣接する走査線上の受信信号間の相関量が最小になるパラメータ値（生体内音速値）に基づいて集束パラメータ（遅延時間や受信フォーカスの深さ位置の変化度合等）を設定することができるため、超音波ビームの受信フォーカス度合（深さ位置等）は、生体内音速値の変化等に関係なく常に一定となる。したがって、例えばピクセル単位で行なう高精細な受信ダイナミックフォーカスにおいても常に集束点からの受信信号のみを収集し、それらの受信信号に基づいて、より一層の高分解能、高画質の超音波断層像を得ることができる。
【００２５】
また、本発明では、超音波信号を同一の走査線に対して複数回繰り返し走査し、その複数回の繰り返し走査毎に得られた複数の走査線上の受信信号に基づいて当該繰り返し走査毎の相関量を演算する。そして、演算された繰り返し走査毎の相関量を加算平均することにより、誤差の少ない正確な相関量を求めることができる。
【００２６】
さらに、本発明では、断面上の異なる部位の走査線上の受信信号に基づいて当該異なる部位毎の相関量を演算し、演算された繰り返し走査毎の相関量を加算平均することにより、誤差の少ない正確な相関量を求めることが可能になる。
【００２７】
一方、上述した問題点を解決するために、本発明では、例えばセクタ走査等の超音波信号を偏向させて走査する場合において、隣接した走査線上の受信信号の内、例えば断層像上で指定された領域（任意の深さ）の信号間の相関関係を示す量（相関量）を演算する。そして、演算された相関量に基づいて超音波信号の偏向角を制御するようになっている。
【００２８】
すなわち、超音波信号の偏向角を支配する例えば生体内音速値等のパラメータ値を順次変化させながら、その都度演算された相関量を比較する。そして、相関量が最小になるパラメータ値（最適値）を探し、そのパラメータ値に基づいて偏向角を決定するパラメータ（例えば遅延時間）や受信フォーカス深さ位置を決定するパラメータ（当該深さ位置の変化度合等）を制御するようになっている。
【００２９】
このように構成すれば、例えばセクタ走査を行なう場合、診断部位別、あるいは被検体別等、必要に応じて例えば一定周期毎に隣接する走査線上の受信信号間の相関量が最小になるパラメータ値（生体内音速値）に基づいてパラメータ（遅延時間や深さ位置の変化度合等）を設定することができるため、超音波ビームの偏向角は、生体内音速値の変化等に関係なく常に一定となり、また、受信フォーカス深さ位置を最適化できる。したがって、高分解能、高画質の超音波断層像を得ることができる。
【００３０】
さらに、偏向角制御手段として、走査変換用のメモリへの当該超音波走査信号の書き込みを制御することもできる。すなわち、相関量が最小になるパラメータ値に基づいて当該パラメータ値に対応する偏向角データを求めて、その偏向角データに応じてメモリへの受信信号の書き込みアドレスを変更することにより、生体内音速値の変化に起因した偏向角の誤差を補正することができる。
【００３１】
【発明の実施の形態】
最初に本発明の共通の概念を図１乃至図４を用いて説明する。なお、図１及び図２は、セクタ電子走査を行なう超音波診断装置の超音波送受信部分を示す概略図（一部断面図）であり、送信器５０、受信器５１、表示器５２、遅延回路５３…５３、振動子５４…５４、遅延時間制御回路５５がそれぞれ示されている。
【００３２】
今、セクタ電子走査を行なう超音波診断装置において、その超音波ビーム送受信方向（走査方向、走査角度ともいう）がθ及びθ＋Δθの略隣接する走査において得られた受信信号（それぞれｅ1(t)，ｅ2(t)とする）の内、「Ａ」集束点付近のビーム幅が広い場合（集束が予定通りに行なわれていない場合；図１（Ａ）及び（Ｂ）参照）、「Ｂ」当該ビーム幅が狭い場合（集束がより正確に行なわれている場合；図２（Ａ）及び（Ｂ）参照）について、ビーム幅と相関関数の関係を述べる。
【００３３】
一般に超音波ビーム幅に対して隣接する走査線の間隔（走査間隔；ここではΔθ）は小さく設定されている。このため、隣接する２つの超音波ビームＢa ，Ｂb は、図１に示すように一部の領域を共通に有しており、この共通部分は集束が不十分でビーム幅が広いほど大きい。すなわち、ビーム幅が広い（ビームの広がり状態が大きい、ビームのサイドロープレベルの広がりが大きい）ほど、それぞれの走査によって得られた受信信号内には、同一散乱体からの情報が共通に多く含まれているため、各々の受信信号間の相関強度（相関係数）はより大きくなる。
【００３４】
これに対して、集束が完全に行なわれている場合ほど、図２に示すように、隣接する超音波ビームＢa'，Ｂb'の共通部分は狭くなり、それぞれの走査により得られた各信号間の相関係数は小さくなる。すなわち、ビーム幅と相関強度Ｃ(0) は定性的には図３に示したようになる。
【００３５】
なお、θ方向の受信信号ｅ1(t)とθ＋Δθ方向からの受信信号ｅ2(t)（両者の波形は図４（ａ）及び図４（ｂ）参照）の相関係数Ｃ(0) は次式で示される（図４（ｃ）参照）。
【００３６】
【数２】

ここで、ｅ2(t)^* はｅ2(t)の複素共役関数である。
【００３７】
すなわち、隣接した２つ以上の超音波ビームの相関係数Ｃ(0) を制御することにより、集束点付近のビーム幅を制御することが可能なことが分かる。
【００３８】
本発明は、上述した性質を利用して、例えばダイナミックフォーカスにおける各集束点を得る遅延時間を、その集束点のビーム幅が最小になるように制御して、上述した集束点の誤差を低減するように構成されている。
【００３９】
次に、相関処理に基づくオートフォーカス法の処理手順の概要を端的に説明する第１実施形態を図５に示す。
【００４０】
この超音波診断装置は、例えばセクタ走査を行なう診断装置であり、Ｍ個の振動子を直線状に並べた電気−音響トランスデューサである配列型超音波振動子６０（１）〜６０（Ｍ）を有している。この配列型振動子６０には、その各振動子６０（１）〜６０（Ｍ）を駆動させて超音波信号を例えば生体内に放射するための送信系と、生体内から反射され、各振動子６０（１）〜６０（Ｍ）により受信されたエコー信号を処理するための受信系とがそれぞれ接続されている。
【００４１】
送信系は、各配列型振動子６０（１）〜６０（Ｍ）をそれぞれ駆動させる駆動パルスを出力するＭチャンネルのパルサ（振動子駆動回路）６１（１）〜６１（Ｍ）と、各パルサ６１（１）〜６１（Ｍ）に接続され、当該パルサ６１（１）〜６１（Ｍ）の駆動パルス出力タイミングを遅延制御する送信遅延回路６２（１）〜６２（Ｍ）と、各送信遅延回路６２（１）〜６２（Ｍ）に遅延制御用のレートパルスを送る送信レート信号発生器６３と、各送信遅延回路６２（１）〜６２（Ｍ）が与える遅延時間を個別に制御する遅延時間制御回路６４とを備えている。
【００４２】
送信遅延回路６２（１）〜６２（Ｍ）は、送信レート信号発生器６３から送られたレートパルスに対し、遅延時間制御回路６４により制御された送信時の超音波ビームの集束距離（Ｆ0 ）を決定する遅延時間τ_f と、所定方向（θ₀ ）に超音波ビームを偏向するための遅延時間τ_s とを与えて各パルサ６１（１）〜６１（Ｍ）に出力し、当該パルサ６１（１）〜６１（Ｍ）は、送られたレートパルスに応じてそれぞれ個別に駆動し、各振動子６０（１）〜６０（Ｍ）を駆動するようになっている。
【００４３】
すなわち、ｍ（ｍ＜Ｍ）番目の遅延回路６２（ｍ）において設定される遅延時間τ（ｍ）は、τ_f （ｍ）＋τ_s （ｍ）であり、τ_f （ｍ）及びτ_s （ｍ）は次のように設定される（τ_f （ｍ）については図２０参照）。
【００４４】
【数３】

ただし、ｄは、振動子配列間隔、Ｖは生体内音速、Ｆ₀ は焦点距離、θ₀ は偏向角（セクタ角）である。
【００４５】
受信系は、各配列型振動子６０（１）〜６０（Ｍ）により受信され電気信号に変換された受信信号をそれぞれ増幅するプリアンプ６５（１）〜６５（Ｍ）と、各プリアンプ６５（１）〜６５（Ｍ）により増幅された受信信号に対し、異なる遅延時間を与えながら受信処理する受信するＭチャンネルの受信遅延回路６６（１）〜６６（Ｍ）と、各受信遅延回路６６（１）〜６６（Ｍ）が与える遅延時間を個別に制御する遅延時間制御回路６４とを備えている。
【００４６】
受信遅延回路６６（１）〜６６（Ｍ）は、遅延時間制御回路６４の制御に応じて、送信時同様、受信時の超音波ビームの集束距離を決定する遅延時間τ_f と超音波ビームの偏向角度を決定する遅延時間τ_s とを受信信号に与えるようになっている。このとき、遅延時間制御回路６４は、異なる深さ（焦点距離Ｆ₀ ，Ｆ₁ ，Ｆ₂ ，Ｆ₃ ，…）に応じてほぼ連続的に集束された受信信号が生成されるように、遅延時間τ_f を変化させることもできる（受信ダイナミックフォーカス）。
【００４７】
また、受信系は、受信遅延回路６６（１）〜６６（Ｍ）からそれぞれ出力された受信信号を加算合成する加算器７０と、この加算器７０により加算合成された受信信号を対数増幅（圧縮）する対数増幅器７１と、対数圧縮された受信信号を包絡線検波して検波信号（Ａモード信号）を生成する検波回路７２と、この検波信号をディジタル信号に変換するＡ／Ｄ変換器７３と、このＡ／Ｄ変換器７３によりＡ／Ｄ変換されたディジタル画像信号をストアする画像メモリ７４と、この画像メモリ６４に対するディジタル画像信号の書き込み／読み出し制御を行なう書き込み・読み出し制御器７５と、画像メモリ７４から読み出されたディジタル画像信号をアナログ画像信号に変換するＤ／Ａ変換器７６と、Ｄ／Ａ変換器７６により変換されたアナログ画像信号を超音波断層像として表示するテレビモニタ７７とを備えている。
【００４８】
一方、超音波診断装置は、送信遅延時間及び受信遅延時間の少なくとも一方を隣接受信信号間の相関強度に応じて制御するユニットを備えている。すなわち、この遅延時間制御ユニットは、上述した遅延時間制御回路６４と、加算器７０の分岐出力側に接続され、受信信号の一部をサンプリングするゲート回路８０と、このゲート回路８０のサンプリング領域をモニタ７７上で指定可能なトラックボールあるいはジョイスティック等を有し診断装置のパネル上等に設置された指定器８１と、ゲート回路８０の出力側に接続されたＡ／Ｄ変換器８２と、このＡ／Ｄ変換器８２からの分岐出力にそれぞれ接続されたバッファメモリ８３，８３と、各バッファメモリ８３，８３の読み出し側に接続された相関処理回路８４と、この相関処理回路８４の出力側に接続された最適音速値検出回路８５とを有している。相関処理回路８４は、バッファメモリ８３，８３から出力された信号を相関演算して相関係数を求める演算回路と、この演算回路で求められた相関係数を記憶するメモリとを備えている。最適音速値検出回路８５は、相関処理回路８４のメモリに記憶された複数の相関係数の中から最小の相関係数及びその相関係数に対応する設定音速値を求めるようになっている。この最適音速値検出回路８５の出力側は、遅延時間制御回路６４に接続されている。
【００４９】
次に、本実施形態の超音波診断装置の全体動作について、特に隣接受信信号間の相関強度に応じた遅延時間制御によるオートフォーカスの処理動作を中心に説明する。
【００５０】
超音波パルスを生体内へ送信する場合において、送信レート信号発生器６３から出力されたレートパルスは、送信遅延回路６２（１）〜６２（Ｍ）に送られる。そして、レートパルスは、送信遅延回路６２（１）〜６２（Ｍ）において、予め設定された暫定値としての音速値Ｖ_x1（例えば1530m/sec ）に基づいて遅延時間制御回路６４により算出、決定された遅延時間τ_f 及び遅延時間τ_s が与えられてＭチャンネルの振動子駆動回路（パルサ）６１（１）〜６１（Ｍ）に供給される。
【００５１】
各パルサ６１（１）〜６１（Ｍ）は、送信遅延回路６２（１）〜６２（Ｍ）の出力に応じて決定された送信タイミングにより駆動パルスを各超音波振動子６０（１）〜６０（Ｍ）に供給し、その結果、各超音波振動子６０（１）〜６０（Ｍ）が駆動されて超音波ビームが生体内に放射される。
【００５２】
生体内に放射された超音波ビームの一部は、生体内の臓器の境界面あるいは生体組織の音響散乱体にて反射され、再び超音波振動子６０（１）〜６０（Ｍ）によって受信され、電気信号に変換される。この受信信号は、プリアンプ６５（１）〜６５（Ｍ）を介して増幅された後、送信時同様、設定音速値ＶX1に基づいて決定された受信時の遅延時間τ_f 及び遅延時間τ_s が受信遅延回路６６（１）〜６６（Ｍ）により与えられて加算器７０に送られる（図６、ステップＳ１）。
【００５３】
加算器７０の出力は、対数増幅器７１、検波回路７２を介して対数圧縮、検波され、Ａ／Ｄ変換器７３を介してディジタル画像信号として書き込み・読み出し制御器７５の制御により画像メモリ７４にストアされる。そして、書き込み・読み出し制御器７５によりテレビフォーマットで読み出され、Ｄ／Ａ変換器７６を介してモニタ７７に送られ、超音波断層像として表示される。
【００５４】
続いて、暫定的な遅延時間Ｖx1に基づいて得られた超音波断層像（図７参照）上において、おおよその測定する深度及び関心領域（以下、測定領域という）を設定する。この場合、トラックボールあるいはジョイスティック等の指定器８１によって測定領域を設定することができる（ステップＳ２）。
【００５５】
加算器７０の出力の内、上記測定領域内からのエコー信号の一部がゲート回路８０に抽出される。本実施形態では、図７に示すように、測定領域内の例えば中央付近の隣接する２つの走査（走査方向（走査角度）θ及びθ＋Δθ（Δθは走査間隔））で得られたエコー信号の内の前記深度及び関心領域の部分）が、ゲート回路８０により抽出（サンプリング）されてＡ／Ｄ変換器８２に送られる。なお、走査方向（走査角度）とは、走査線の振動子６０の配列方向に直交する方向からの偏向角度をいう（図７参照）。
【００５６】
Ａ／Ｄ変換器８２によりＡ／Ｄ変換された走査方向θの受信信号ｅ1(t)及び走査方向θ＋Δθの受信信号ｅ2(t)は、それぞれバッファメモリ８３，８３に記憶される（ステップＳ３）。
【００５７】
そして、バッファメモリ８３，８３に記憶された受信信号ｅ1(t)及びｅ2(t)は、それぞれ相関処理回路８４の演算回路に入力され、その演算回路にて上記（２）式に基づく演算が実行され、相関係数Ｃ（０）が算出される（ステップＳ４）。この受信信号に関する設定音速値（暫定値）Ｖ_x1と算出された相関係数Ｃ1(0)は、相関処理回路８４のメモリに一旦記憶される（ステップＳ５）。
【００５８】
次に、前記設定音速値Ｖ_x1に対して所定分増加（あるいは減少）させた新たな設定音速値Ｖ_x2に対して、遅延時間制御回路６４により上記（３）式に基づいて遅延時間が算出される。そして、上述した最初の設定音速値Ｖ_x1の場合と同様に算出された遅延時間が各受信遅延回路６６（１）〜６６（Ｍ）にて受信信号に与えられ（ステップＳ６）、以下、最初の設定音速値Ｖ_x1の場合と同様の処理（ステップＳ３〜ステップＳ５）が行なわれる。
【００５９】
すなわち、上記指定領域と略同一の領域からのエコー信号のうち隣接する２つの走査（走査方向（θ），（θ＋Δθ））によって得られた受信信号ｅ1(t)' 及びｅ2(t)' は、バッファメモリ８３，８３に記憶された後、相関処理回路８４の演算回路に入力されて相関係数Ｃ2(0)が算出される。この受信信号に関する設定音速値Ｖ_x2と算出された相関係数Ｃ2(0)は、最初の設定音速値Ｖ_x1と相関係数Ｃ1(0)と同様に、メモリに記憶される。
【００６０】
この様に、設定音速値Ｖ_x1、Ｖ_x2、…、Ｖ_xnを予め定められた範囲で順次変化させて上述した処理（ステップＳ３〜ステップＳ５）が行なわれることにより、その音速値Ｖ_x1、Ｖ_x2、…、Ｖ_xnに対応した相関係数Ｃ1(0)、Ｃ2(0)、…、Ｃn(0)が相関処理回路８４の演算回路により算出され、メモリに記憶される。
【００６１】
そして、最適設定音速検出回路８５により、メモリに記憶された相関係数Ｃ1(0)、Ｃ2(0)、…、Ｃn(0)の中で最も小さな相関係数Ｃmin(0)及びその最小相関係数Ｃmin(0)に対応する最適設定音速値Ｖ_xsが求められる（ステップＳ７；図８参照）。
【００６２】
求められた最適設定音速値Ｖ_xsに基づいて遅延時間制御回路６４により最適な集束用遅延時間τ_frが求められ、最終的な最適遅延時間τ（＝τ_fr＋τ_s ）が設定され、その最適遅延時間は、受信遅延回路６６（１）〜６６Ｍにて、新しい受信信号に与えられる（ステップＳ８）。この結果、最適遅延時間に基づいて、深さ方向全領域での集束用遅延時間の最適化を行なうことができ、音速値に依存せずに最適に受信フォーカスされた超音波画像を表示することができる。
【００６３】
以上述べたように、本実施形態によれば、生体内の音速が変化しても、常に受信信号の相関係数が最小になる最適な音速値を設定することができ、この最適音速値に基づいて受信信号の集束遅延時間を定めることができるため、生体内の音速の変化に係わらず常に所定の焦点に超音波ビームを集束することができる。この結果、超音波断層像の画質、分解能が向上する。
【００６４】
特に、異なる深さに応じて連続的に（特にピクセル単位で）遅延時間を制御する高精細なダイナミック集束法を用いた場合に、その各集束点は生体内音速値に係わらずデータ取得部位と一致するため、非常に高分解能高画質の超音波断層像を得ることができる。
【００６５】
なお、上述した実施形態では、最適設定音速値に応じた遅延時間を受信信号に与える場合について説明したが、本発明はこれに限定されるものではなく、送信信号にも同様な遅延時間を与えることができる。
【００６６】
また、各設定音速値において１回のみの相関係数演算では値が不安定である場合は、ステップＳ５の処理後、同一測定領域においてステップＳ３〜ステップＳ５の処理を所定数繰り返し行なって所定数の相関係数を算出し（図９；ステップＳ１０）、所定数の相関係数が算出された時点でステップＳ１１の処理において算出された所定数の相関係数の加算平均を求め、ステップＳ６以下の処理を行なうこともできる。
【００６７】
さらに、同一の測定領域で複数の相関係数を算出するのではなく、ある測定領域において相関係数を求めたら、複数の部位へ測定領域を順次移動させ、その部位の測定領域においてステップＳ３〜ステップＳ５の処理をそれぞれ行なって当該複数の部位の相関係数を算出し（ステップＳ１５）、複数の部位の相関係数が全て算出された時点で、ステップＳ１６の処理において算出された複数の部位の相関係数の加算平均値を求めて、ステップＳ６以下の処理を行なうこともできる。
【００６８】
このように、同一の測定領域あるいは複数の部位からそれぞれ求められた相関係数を加算平均することにより、より正確な相関係数を求めることが可能になる。
【００６９】
また、ステップＳ２において測定する深度及び測定する関心領域（測定領域）を設定したが、この測定領域を予め所定の領域に設定しておいてもよい（図１１、ステップＳ２Ａ）。
【００７０】
さらに、本実施形態では、設定音速の変化に伴って遅延時間を変え、隣接走査による信号から相関係数を算出する方法について述べたが、この時新たに設定された遅延時間にて超音波画像を同時に表示してもよい。このようにすれば、超音波画像の画質（分解能）が改善されていく様子をモニタリングすることが可能になる。
【００７１】
なお、上述した第１実施形態では、ゲート回路８０及び指定器８１を用いて所定の測定領域の受信信号のみを抽出したが、本発明はこれに限定されるものではなく、例えば、図１２に第１実施形態の変形例を示す。
【００７２】
この変形例は、加算器７０から出力された隣接する２つ以上の受信信号を直接遅延時間制御ユニットのＡ／Ｄ変換器８２′に送り、相関強度Ｃ(0) を求めるようになっている。
【００７３】
すなわち、本変形例の遅延時間制御ユニットにおいては、加算器７０の分岐出力側にＡ／Ｄ変換器８２′が接続されている。Ａ／Ｄ変換器８２′の出力側は、第１実施形態と略同等の構成であり、また、その他の構成要素も第１実施形態と略同等であるため、その説明は省略する。
【００７４】
本実施形態では、第１実施形態の図６におけるステップＳ１の終了後、すなわち、加算器７０から出力された、隣接する２つの走査による反射信号（受信信号）ｅ1(t)′及びｅ2(t)′は、直接Ａ／Ｄ変換器８２′に送られ、そのＡ／Ｄ変換器８２′によりＡ／Ｄ変換された後、それぞれバッファメモリ８３，８３に記憶される（図１３；ステップＳ３Ａ）。以下、ステップＳ４〜ステップＳ８の処理が第１実施形態ど同様に行なわれ、最小の相関係数Ｃmin(0)及びその最小相関係数Ｃmin(0)に対応する最適設定音速値Ｖ_xsが求められる。そして、その最適設定音速値Ｖ_xsに基づいて最適な集束用遅延時間τ_fr及び最終的な最適遅延時間τが受信遅延回路６６（１）〜６６（Ｍ）にて新しい受信信号に与えられる。
【００７５】
この変形例においても、上述した第１実施形態と同様に、生体内の音速の変化に係わらず、所定の焦点に超音波ビームを集束することができるため、超音波断層像の画質、分解能が向上する。
【００７６】
（第２実施形態）
本発明の隣接する２方向からの受信信号に対して相関処理を行ない最適な遅延時間を求める遅延時間制御ユニットのその他の構成（より具体的な構成）を第２実施形態として図１４に示す。
【００７７】
本実施形態の遅延時間制御ユニットは、加算器７０の出力側が分岐し、その分岐出力それぞれに接続されたミキサ９０ａ，９０ｂと、このミキサ９０ａ，９０ｂの出力側にそれぞれ接続されたローパスフィルタ９１ａ，９１ｂと、このローパスフィルタ９１ａ，９１ｂの出力側にそれぞれ接続されたＡ／Ｄ変換器９２ａ，９２ｂと、各Ａ／Ｄ変換器９２ａ，９２ｂに２個２個ずつ接続されたバッファメモリ９３…９３と、各バッファメモリ９３の読み出し側に接続された相関処理回路９４と、相関処理回路９４の出力側に接続された最適音速値検出回路９５と、この最適音速値検出回路９５の出力側に接続された遅延時間制御回路６４とを備えている。また、遅延時間制御ユニットは、基準信号発生器９６と、この基準信号発生器９６の分岐出力の一方に接続されたπ／２移相器９７とを有し、このπ／２移相器９７の出力は一方のミキサ９０ａに接続され、また、基準信号発生器９６の他方の出力は直接ミキサ９０ｂに接続されている。なお、その他の構成は、第１実施形態の構成（図５）と同等であるため、その説明は省略する。
【００７８】
次に、本実施形態の超音波診断装置の全体動作について、特に隣接受信信号間の相関強度に応じた遅延時間制御によるオートフォーカスの処理動作を中心に説明する。なお、第１実施形態と略同等の動作については、一部その説明を省略又は簡略化している。
【００７９】
最初に、走査方向θからの受信信号ｅ1(t)、及び走査方向θ＋Δθからの受信信号ｅ2(t)は、それぞれ次式により近似的に数式化できる。
【００８０】
【数４】

ただし、 Y_n はｎ番目の散乱体の超音波反射係数、 t_n はｎ番目の反射体から音波が戻ってくるまでの時間、ω₀ （＝２πｆ₀ ）は超音波角周波数である。また、ｅ1(t)は、Ｎ１番目からＮ２番目までの散乱体からの受信信号である。一方、ｅ2(t)は、Ｎ１′番目からＮ２′番目までの散乱体からの受信信号であり、両者の受信信号には共通の散乱体からのものが含まれていることは既に述べた通りである。
【００８１】
図１４において、第１実施形態と同様に、図６におけるステップＳ１の終了後、すなわち、加算器７０からの出力（隣接する２つの走査による受信信号）は、上式（４）に示したｅ1(t)及びｅ2(t)で表され、これらの受信信号ｅ1(t)及びｅ2(t)は、それぞれミキサ９０ａ及びミキサ９０ｂに送られる。一方、基準信号発生器９６から出力された超音波（角）周波数と略等しい周波数を有する基準信号sin(ω₀ t)の内一方は、そのままミキサ９０ｂの一方の入力端子を介して入力され、前記加算器出力ｅ1(t)及びｅ2(t)と乗算される。
【００８２】
ミキサ９０ｂからは直流成分と 2ω₀ 成分が出力されるが、ローパスフィルタ９１ｂにて 2ω₀ 成分は除去され、下式で示される信号が得られる。
【００８３】
【数５】

ただし、[ ｅ1(t)]i及び[ ｅ2(t)]iは、ｅ1(t)及びｅ2(t)の「cos 成分」（虚数成分；イマジナリーパート）を表す。
【００８４】
一方、基準信号発生器９６から出力された基準信号sin(ω₀ t)の内、他方は、π／２移相器９７にて９０度（π／２）位相がずれ、cos(ω₀ t)としてミキサ９０ａの一方の入力端子を介して入力され、前記加算器出力ｅ1(t)及びｅ2(t)と乗算される。さらに、ミキサ９０ａからの出力は、上述したミキサ９０ｂからの出力と同様に、ローパスフィルタ９１ａにて高周波数成分が除去され、下式で示される信号が得られる。
【００８５】
【数６】

ただし、[ ｅ1(t)]r及び[ ｅ2(t)]rは、ｅ1(t)及びｅ2(t)の「sin 成分」（実成分；リアルパート）を表す。すなわち、加算器７０から出力された信号ｅ1(t)及びｅ2(t)は、ミキサ９０ａ及び９０ｂ、ローパスフィルタ９１ａ及び９１ｂ等の作用により、当該信号のcos 成分、sin 成分に直交位相検波される（図１５、ステップＳ２０）。
【００８６】
直交位相検波された信号は、Ａ／Ｄ変換器９２ａ，９２ｂにてディジタル信号に変換された後バッファメモリ９３…９３に一旦記憶される。そして、バッファメモリ９３…９３に記憶された信号は、相関処理回路９４の演算回路により、下式に示すように複素数として合成される（ステップＳ２１）。
【００８７】
【数７】

【００８８】
合成された複素信号E1(t) 及びE2(t) は、演算回路により下式に従って相関処理が行なわれる。
【００８９】
【数８】

ここで、E2(t) ^* はE2(t) の複素共役関数、すなわち、
【数９】
E2(t) ^* ＝[ ｅ2(t)]r−j[ｅ2(t)]i
である（ステップＳ２２）。この受信信号に関する設定音速値Ｖ_x1と算出された相関係数Ｃ1(0)は、相関処理回路９４のメモリに一旦記憶される（ステップＳ２３）。
【００９０】
以下、第１実施形態と同様に、ステップＳ６以下の処理が行なわれる。すなわち、設定音速値を変えながら相関係数が順次求められ、最適設定音速値検出回路９５により最小の相関係数Ｃmin(0)及び最適設定音速値Ｖ_xsが求められる。そして、求められた最適設定音速値Ｖ_xsに基づいて遅延時間制御回路６４により最適な集束用遅延時間τ_fr及び最終的な最適遅延時間τが設定され、その最適遅延時間τが受信遅延回路６６（１）〜６６（Ｍ）にて新しい受信信号に与えられることにより、音速値に依存せずに最適に受信フォーカスされた超音波画像を表示することができる。
【００９１】
以上述べたように、本実施形態によれば、第１実施形態と同様に、生体内の音速の変化に係わらず、所定の焦点に超音波ビームを集束することができるため、特に、ピクセル単位に近い高精細なダイナミック集束法を用いた場合に、非常に高分解能画質の超音波断層像を得ることができる。
【００９２】
特に、本実施形態によれば、加算器から出力された受信信号をミキサ、ローパスフィルタを介して複素信号に変換してからＡ／Ｄ変換し、メモリに記憶しているため、信号のサンプリングやメモリへの記憶が第１実施形態の構成と比べて容易になる。
【００９３】
なお、第１〜２実施形態では、各々の設定音速値に対して前掲式（３）を用い、ｍ番目振動子の送信あるいは受信信号に与える遅延時間をそれぞれ算出する場合について述べたが、本発明はこれに限定されるものではなく、例えば遅延時間設定回路がＲＯＭ（リードオンリーメモリ）等の記憶部を有し、この記憶部に予め遅延時間データを記憶させておく。そして、遅延時間制御回路のＣＰＵは、記憶部に記憶された遅延時間データを読み出し制御して当該送信あるいは受信信号に与えることもできる。
【００９４】
一般に、記憶部には焦点距離Ｆ₀ （あるいは受信時間）に対してＭ本（Ｍ個）の振動子に与えられる遅延時間が記憶されている。すなわち、暫定的な生体内音速をＶx1とすれば、焦点距離Ｆ₀ に超音波を集束する場合に、ｍ番目の振動子の送信あるいは受信信号に与えられる集束用遅延時間τ_f （ｍ）は、
【数１０】

となる。ただし、Ｋは比例定数である。記憶部（以下、ＲＯＭ（テーブル）として説明する）にはＦ₀ に対してτ_f （ｍ）が記憶されている。ここで、集束点をＦ₀ とし、設定音速値Ｖ_x1を（ΔＶ_x1）だけ大きくするためには、遅延時間制御回路６４のＣＰＵは、集束点Ｆ₀ 用にＲＯＭ内に記憶されている集束用遅延時間データτ_f （ｍ）を、Ｆ₀ ＋ΔＦ（ΔＦは焦点距離の変化度合）からの受信信号に対して用いる（もちろん、最終的に与えられる遅延時間は、τ（＝τ_f ＋τ_s ）である）ように読み出し制御すればよい。ただし、ΔＦ＝（ΔＶ_x1／Ｖ_x1）である。
【００９５】
すなわち、設定音速値の順次変化に応じて遅延時間（集束用遅延時間）を制御することは、予めＲＯＭ内に記憶された遅延時間データの読み出しアドレスの変更に基づく焦点距離の変化によって極めて簡単に実施可能である。
【００９６】
また、集束用遅延時間τ_f と偏向用遅延時間τ_s は、それぞれに独立なＲＯＭ（記憶部）を用いて記憶していることは少なく、合成遅延時間（すなわち、τ_f ＋τ_s ）としてＲＯＭに記憶されていることが多いが、この場合でも、τ_f の変化に応じて全体の遅延時間τの読み出しアドレスを制御することにより、全体遅延時間の制御が可能になる。
【００９７】
さらに、本実施形態においても、第１実施形態と同様に、ゲート回路を用いてある測定領域の信号のみを抽出して上述した相関処理が可能であり、また、第１実施形態で述べた各種の変形（図９〜図１１）を行なうことも可能である。
【００９８】
（第３実施形態）
上述した第１及び第２実施形態では、設定音速が実際の生体内音速と異なった場合に発生する集束点移動とこの移動に伴う画質劣化の改善策について説明したが、セクタ走査方式の場合には、設定音速と実際の生体内音速の際はセクタ偏向角の誤差となって現れる。すなわち、差異がΔＶ_x1ある場合は、実際の偏向角は増大あるいは減少する。
【００９９】
本実施形態における超音波診断装置は、上述した偏向角の増大あるいは減少を補正する手段を有している。
【０１００】
この補正手段として、本実施形態における超音波診断装置は、図１４に示す構成において、遅延時間制御回路６４がＲＯＭテーブル等の記憶部を有し、この記憶部には、θ₀ に対する走査角用遅延時間データτ_s （ｍ）が記憶されている。セクタ偏向角θ₀ と設定音速は既に示したように下式
【数１１】

のように表される。ただし、Ｋ′は比例定数である。
【０１０１】
例えば遅延時間制御回路６４のＲＯＭテーブル等の記憶部には、θ₀ に対する遅延時間データτ_s （ｍ）が記憶されている。ここで、偏向角をθ₀ とし、設定音速値Ｖ_x1を（ΔＶ_x1）だけ大きくするためには、遅延時間制御回路６４のＣＰＵは、偏向角用にＲＯＭ内に記憶されている走査角用遅延時間データτ_s （ｍ）を「θ₀ ＋Δθ_x1」の偏向に対して用いればよい。ただし、「Δθ_x1＝−（ΔＶ_x1／Ｖ_x1）tan θ₀ 」である。
【０１０２】
すなわち、設定音速値の順次変化に応じて遅延時間を制御することは、予めＲＯＭ内に記憶された遅延時間データの読み出しアドレスの変更によって極めて簡単に実施可能である。ただし、偏向角については、他の方法も考えられる。一般に集束用遅延時間τ_f と偏向用遅延時間τ_s は、それぞれに独立なＲＯＭ（記憶部）を用いて記憶していることは少なく、合成遅延時間τ（すなわち、τ_f ＋τ_s ）としてＲＯＭに記憶されていることが多い。このような場合、変更角の補正は以下に示すように表示系にて行なうことも可能であり、ＲＯＭからの読み出し制御処理に比べて、容易に遅延時間を制御することが可能である。
【０１０３】
すなわち、遅延時間τ_s を用いた場合、設定音速値がＶ_x1＋ΔＶ_x1であれば、上述したように、
【数１２】

だけ増減するため、この増減に伴って、表示モニタの表示範囲（表示セクタ角度）を調節すればよい。
【０１０４】
このような表示系による遅延時間制御手段を備えた超音波診断装置の構成を図１６に示す。この超音波診断装置は、書き込み・読み出し制御器７５ａを制御するコンピュータ回路を搭載した画像メモリ制御回路１００を備えている。この画像メモリ制御回路１００は、最適設定音速値検出回路９５′に接続されている。本実施形態の最適設定音速値検出回路９５′は、相関処理回路９４から送られた相関係数データに基づいて最小の相関係数及びその最小相関関数に対応する最適設定音速値を求め、さらに最適設定音速値に基づいて最適な偏向角度データ（セクタ走査角度データ）を求めて、その最適偏向角度データを画像メモリ制御回路１００に送るようになっている。画像メモリ制御回路１００は、送られた最適偏向角度データに基づいて、書き込み・読み出し制御器７５ａを制御して画像メモリ７４内に書き込まれる画像信号の書き込みアドレスを制御するようになっている。なお、その他の構成は、第２実施形態の図１４に示した構成と略同様であるため、その説明は省略する。
【０１０５】
本実施形態において、超音波パルスを生体内へ送信する場合には、まず送信レート信号発生器６３から出力されたレートパルスは、送信遅延回路６２（１）〜６２（Ｍ）に送られ、予め設定された暫定値としての音速値Ｖ_x1に基づいて遅延時間制御回路６４により算出、決定された遅延時間τ_f 及び遅延時間τ_s が与えられてＭチャンネルの振動子駆動回路（パルサ）６１（１）〜６１（Ｍ）に供給される。すなわち、ｍ番目の送信遅延回路６２（ｍ）において設定される遅延時間τ（ｍ）は、「τ_f （ｍ）＋τ_s （ｍ）」であり、τ_f （ｍ）及びτ_s （ｍ）は、下式のように設定される。
【０１０６】
【数１３】

ただし、ｄは、振動子配列間隔、Ｖ_x1は生体内音速、Ｆ₀ は焦点距離、θ₀ は偏向角（セクタ角）である。
【０１０７】
このパルサ６１（１）〜６１（Ｍ）は、送信遅延回路６２（１）〜６２（Ｍ）の出力に応じて決定された送信タイミングにより駆動パルスを超音波振動子６０（１）〜６０（Ｍ）に供給し、その結果、超音波振動子６０（１）〜６０（Ｍ）が駆動され、超音波が生体内に放射される。
【０１０８】
生体内に放射された超音波の一部は、生体内の臓器の境界面あるいは生体組織の音響散乱体にて反射され、再び超音波振動子６０（１）〜６０（Ｍ）によって受信され、電気信号に変換される。この受信信号は、プリアンプ６５（１）〜６５（Ｍ）を介して増幅された後、送信時同様、設定音速値Ｖ_x1に基づいて決定された受信時の遅延時間τ_f 及び遅延時間τ_s が受信遅延回路６６（１）〜６６（Ｍ）により与えられて加算器７０に送られる。
【０１０９】
加算器７０からの出力（２つの走査（走査方向θ及びθ＋Δθで得られた反射信号））は、前掲式（４）に示したｅ1(t)及びｅ2(t)で表され、これらの受信信号ｅ1(t)及びｅ2(t)は、それぞれミキサ９０ａ及びミキサ９０ｂ及びローパスフィルタ９１ａ，９１ｂを介して前掲式（５）及び式（６）に示す信号が得られる（第２実施形態、図１５、ステップＳ２０参照）。これらの信号は、Ａ／Ｄ変換器９２ａ，９２ｂを介してディジタル信号としてバッファメモリ９３…９３に記憶された後、相関処理回路９４の演算回路により、前掲式（７）に示す複素数として合成され（図１５、ステップＳ２１参照）、さらに演算回路により前掲式（８）に従って相関処理が行なわれる（図１５、ステップＳ２２〜Ｓ２３参照）。
【０１１０】
以下、第１及び第２実施形態と同様に、設定音速値を変えながら相関係数が順次求められ、最適設定音速値検出回路９５′により最小の相関係数Ｃmin(0)′及び最適設定音速値Ｖ_xs′が求められる（図１７、ステップＳ３０）。
【０１１１】
そして、最適設定音速値検出回路９５′は、図１７に示すように、求められた最適設定音速値Ｖ_xs′に基づいて、当該最適設定音速値Ｖ_xs′に対応する最適偏向角度（セクタ走査角度）データを上式（１２）を用いて求め（ステップＳ３１）、その最適偏向角度データを画像メモリ制御回路１００に送る（ステップＳ３２）。また同様に、最適集束点（データ取得深さ）についても、前掲式（１２）によって求め、画像メモリ制御回路１００に送る。
【０１１２】
画像メモリ制御回路１００は、送られた最適偏向角度データ及び最適データ取得（サンプリング）深さデータに基づいて書き込み・読み出し制御器７５ａを制御して、Ａ／Ｄ変換器７３を介して送られるディジタル画像信号の画像メモリ７４への書き込みアドレスを制御する（ステップＳ３３）。すなわち、画像メモリ７４へ書き込まれる（ストアされる）超音波走査信号（ディジタル画像信号）は、最適音速値での最適な走査角度及びデータサンプリング深さに対応した書き込み位置になるため、Ｄ／Ａ変換器７６を介してモニタ７７に表示される超音波断層像の画質が向上する。
【０１１３】
以上偏向角の増減に伴う補正は、第１及び第２実施形態で説明した集束点の移動に伴う補正と同時に用いることも可能なことは言うまでもない。また、集束点の移動に伴う補正と偏向角増減に伴う補正は必ずしも同時に行なう必要はなく、特に、超音波断層像の分解能改善を目的とするならば、集束点の補正のみを行なってもよい。
【０１１４】
また、本実施形態においても、第１実施形態と同様に、ゲート回路を用いてある測定領域の信号のみを抽出して上述した相関処理が可能であり、また、第１実施形態で述べた各種の変形（図９〜図１１）を行なうことも可能である。
【０１１５】
さらに、上述した実施形態では、本発明の遅延時間制御を電子セクタ走査型の超音波診断装置を用いて説明したが、本発明はこれに限定されるものではなく、電子リニア走査、電子コンベックス走査型の超音波診断装置等はいうまでもなく、アニュラアレイプローブを用いた機械走査型の超音波診断装置においても適用可能である。
【０１１６】
さらにまた、上述した実施形態では、遅延時間制御を受信信号に対して行なう例を示したが、送信信号と受信信号の何れにおいて行なってもよい。
【０１１７】
一方、本発明は隣接する２つ以上の走査に基づく受信信号間での相関処理によって超音波ビームの形状を評価するものであるが、本明細書で言う隣接とは、厳密な意味での隣接走査である必要はなく、図１８に示すように、例えば順次１０回の走査（走査番号１〜走査番号１０）が行なわれるセクタ走査において、走査線１と走査線２の選択のみならず、走査線１と走査線３あるいは走査線１と走査線４のように、数走査線分飛び越して選択してもよい。この飛び越しが可能な範囲は、少なくとも走査線１上の受信信号と相関関係が見込める受信信号が得られた走査線までである。
【０１１８】
上述した走査線の最適な選択法は、ビーム幅と走査密度によって決定されるものである。さらに、複数箇所においてそれぞれ相関係数を算出し、加算平均にてより正確な値を得ようとする場合には、例えば走査１と走査４、走査２と走査５、走査３と走査６、…のような選択方法が考えられる。
【０１１９】
さらに、上述した実施形態では、隣接する２つの走査による２つの受信信号について相関処理が行なわれたが本発明はこれに限定されるものではなく、例えば、隣接する複数走査による複数の受信号間で相関処理を行なうこともできる。
【０１２０】
なお、本発明の実施形態において、ドプラ信号の血流ユニット部分の構成については、記載を省略したが、第１〜第３実施形態の各診断装置において、従来例の図１９に示した血流ユニット部分を構成要素として加えてもよく、この血流ユニット部分の動作は、従来例と同等である。
【０１２１】
【発明の効果】
以上述べたように、本発明によれば、例えば生体内音速値が変化しても、常に所定の深さ位置に超音波ビームを集束させることができるため、その生体内音速値の変化に起因して従来の超音波断層像上に発生していた設定集束点と実際の集束点の誤差から生ずる分解能劣化が大幅に低減し、被検体の体格や検査部位等によらず常に最適な条件での診断が可能になる。また特に、本発明は、超音波ビームを所定の深さに誤差なく集束させることが可能になるため、ピクセル単位に近い高精細なダイナミック集束法を行なった場合に特に威力を発揮し、高分解能高画質の超音波断層像を得ることができ、診断精度をさらに向上させることができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】（Ａ）は、本発明の共通の概念を説明するための超音波診断装置の超音波送受信部分及びビーム幅の広い超音波ビームを概略的に示す図、（Ｂ）は、（Ａ）におけるビーム幅の広い超音波ビームをラインＬ1 で切断した場合の断面ビーム形状を示す図。
【図２】（Ａ）は、本発明の共通の概念を説明するための超音波診断装置の超音波送受信部分及びビーム幅の狭い超音波ビームを概略的に示す図、（Ｂ）は、（Ａ）におけるビーム幅の狭い超音波ビームをラインＬ2 で切断した場合の断面ビーム形状を示す図。
【図３】ビーム幅と相関強度の関係を示すグラフ。
【図４】（ａ）は、走査方向θからの受信信号ｅ1(t)の信号波形を示す図、（ｂ）は、走査方向（θ＋Δθ）からの受信信号ｅ2(t)の信号波形を示す図、（ｃ）は、相関係数を示す式を表す図。
【図５】第１実施形態に係わる超音波診断装置の全体構成を概略的に示すブロック図。
【図６】第１実施形態における超音波診断装置の遅延時間制御処理の一例を示す概略フローチャート。
【図７】超音波断層像上で指定される測定領域の一例を示す図。
【図８】設定音速と相関強度との関係の一例を示すグラフ。
【図９】第１実施形態における超音波診断装置の相関強度に応じた遅延時間制御処理の一例を示す概略フローチャート。
【図１０】第１実施形態における超音波診断装置の遅延時間制御処理の一例を示す概略フローチャート。
【図１１】第１実施形態における超音波診断装置の遅延時間制御処理の一例を示す概略フローチャート。
【図１２】第１実施形態の変形例における超音波診断装置の全体構成を概略的に示すブロック図。
【図１３】第１実施形態の変形例における超音波診断装置の遅延時間制御処理の一例を示す概略フローチャート。
【図１４】第２実施形態の変形例における超音波診断装置の全体構成を概略的に示すブロック図。
【図１５】第２実施形態における超音波診断装置の遅延時間制御処理の一例を示す概略フローチャート。
【図１６】第３実施形態の変形例における超音波診断装置の全体構成を概略的に示すブロック図。
【図１７】第３実施形態における超音波診断装置の遅延時間制御処理の一例を示す概略フローチャート。
【図１８】隣接走査における走査線の選択例を説明するための図。
【図１９】従来の超音波診断装置の全体構成を示すブロック図。
【図２０】電子集束法の原理を説明するための図。
【図２１】ダイナミック集束法の原理を説明するための図。
【図２２】従来のダイナミック集束法の問題点を説明するための図。
【符号の説明】
５０ 送信器
５１ 受信機
５２ 表示器
５３ 遅延回路
５４ 振動子
５５ 遅延時間制御回路
６０（１）〜６０（Ｍ） 超音波振動子
６１（１）〜６１（Ｍ） 振動子駆動回路（パルサ）
６２（１）〜６２（Ｍ） 送信遅延回路
６３ 送信レート信号発生器
６４ 遅延時間制御回路
６５（１）〜６５（Ｍ） プリアンプ
６６（１）〜６６（Ｍ） 受信遅延回路
７０ 加算器
７１ 対数増幅器
７２ 検波回路
７３ Ａ／Ｄ変換器
７４ 画像メモリ
７５、７５ａ 書き込み・読み出し制御回路
７６ Ｄ／Ａ変換器
７７ テレビモニタ
８２ Ａ／Ｄ変換器
８３，８３ バッファメモリ
８４，９４ 相関処理回路
８５，９５ 最適設定音速値検出回路
９０ａ，９０ｂ ミキサ
９１ａ，９１ｂ ローパスフィルタ
９２ａ，９２ｂ Ａ／Ｄ変換器
９３ バッファメモリ
９６ 基準信号発生器
９７ π／２移相器
１００ 画像メモリ制御回路[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to a so-called ultrasonic diagnostic apparatus that displays a tomographic image in the body using an ultrasonic signal and a delay time optimization method that optimizes a delay time given to the ultrasonic signal, and in particular, a sound velocity value in a living body. The present invention relates to an ultrasonic diagnostic apparatus and a delay time optimizing method that automatically corrects ultrasonic beam pattern degradation caused by uncertainty in order to achieve high resolution.
[0002]
[Prior art]
An ultrasonic diagnostic method that radiates an ultrasonic signal (also called an ultrasonic beam or ultrasonic pulse) into the body of a subject and obtains biological information by reflected waves from each tissue in the subject is an ultrasonic tomography method. In recent years, rapid progress has been made by the development of two technologies of the ultrasonic Doppler method. The most widely used electronic scanning device today uses an array type (array type) ultrasonic transducer (ultrasonic transducer), which is electronically controlled at high speed to scan in real time. It was possible.
[0003]
For example, a conventional example of a sector electronic scanning ultrasonic diagnostic apparatus is shown in FIG. 19 using a block diagram. Let M be the number of elements of the transducers arranged in the ultrasonic probe (vibrators 4 (1) to 4 (M)). When transmitting an ultrasonic pulse into a living body (or within a medium), first, a rate pulse for determining a repetition frequency of the ultrasonic pulse is output from the transmission rate signal generator 1. This rate pulse is sent to the transmission delay circuits 2 (1) to 2 (M) made up of M channels, and the convergence distance (F) of the ultrasonic beam at the time of transmission. ₀ ) To determine the delay time τ _f And a predetermined direction (θ ₀ ) Delay time τ for deflecting the ultrasonic beam _s Are supplied to the M-channel vibrator drive circuits (pulsers) 3 (1) to 3 (M).
[0004]
That is, the delay time τ (m) set in the mth delay circuit 2 (m) is τ _f (M) + τ _s (M) and τ _f And τ _s Is set as follows (τ _f (See FIG. 3 for (m)).
[0005]
[Expression 1]

Where d is the transducer array interval, V is the in-vivo sound velocity, F ₀ Is the focal length, θ ₀ Is a deflection angle (sector angle). Τ _f See FIG. 20 for (m).
[0006]
In the pulsers 3 (1) to 3 (M), drive pulses for generating the ultrasonic waves by driving the ultrasonic transducers 4 (1) to 4 (M) are generated, and the transmission timing of the drive pulses is as follows. It is determined by the outputs of the transmission delay circuits 2 (1) to 2 (M). Outputs of the pulsars (driving circuits) 3 (1) to 3 (M) are supplied to the ultrasonic transducers 4 (1) to 4 (M), and the ultrasonic transducers 4 (1) to 4 (M). To generate ultrasonic waves.
[0007]
A part of the ultrasonic wave generated from the ultrasonic transducers 4 (1) to 4 (M) and emitted into the living body is reflected by the boundary surface of the organ in the living body or the acoustic scatterer of the living tissue, and again. The signals are received by the ultrasonic transducers 4 (1) to 4 (M) and converted into electric signals. This received signal is amplified via the preamplifiers 5 (1) to 5 (M), and then, similarly to the transmission, the delay time for determining the convergence distance of the ultrasonic beam at the reception and the deflection angle of the ultrasonic beam are determined. Is sent to the adder 7 via the delay time 6 for receiving and the receiving delay circuits 6 (1) to 6 (M) for giving M channels. The adder 7 adds and synthesizes the output signal of the M-channel reception delay circuit 6. The output signal of the adder 7 is logarithmically compressed and detected by a logarithmic amplifier 8 and an envelope detection circuit 9, and after A / D conversion by an A / D converter 10, a write / read controller (not shown). Is temporarily stored in the image memory 11.
[0008]
The signal stored in the image memory 11 is read out in the television format by the writing / reading controller, sent to the television monitor 13, and displayed on the monitor 13 as an ultrasonic tomographic image.
[0009]
On the other hand, the output of the adder 7 is sent to two quadrature detection circuits. That is, the output of the adder 7 is first sent to the mixer circuits 14-1 and 14-2. The reference signal generator 20 outputs a continuous wave (reference signal) having a predetermined frequency (generally, a frequency substantially equal to the ultrasonic frequency f0 is used). The output of the reference signal generator 20 is branched, one of which is shifted 90 degrees by the phase shifter 15 and input to the mixer circuit 14-1, and the other is directly input to the mixer circuit 14-2. The The outputs of the mixer circuits 14-1 and 14-2 are sent to the low-pass filters 16-1 and 16-2, and the sum frequency component is removed by the low-pass filters 16-1 and 16-2, and only the difference frequency component is output. Is extracted. The signal having the difference frequency is converted into a digital signal by the A / D converters 17-1 and 17-2 and then temporarily stored in the memory circuit.
[0010]
On the other hand, in order to calculate the Doppler signal, it is necessary to continuously scan the same part and use a plurality of signals at that time. A plurality of signals obtained by the plurality of scans are temporarily stored in a memory (not shown), and when a predetermined number of data are obtained, the frequency analysis of the Doppler signal is performed by the FFT circuit 18, and the Doppler frequency ( Flow rate). The flow velocity obtained by the FFT circuit 18 is sent to the calculator 19.
[0011]
The physical quantities displayed in the ultrasonic blood flow imaging method (ultrasonic Doppler method) are the center of the spectrum (that is, the average value of the flow velocity) and the dispersion value of the spectrum (that is, the state of disturbance of the flow velocity). These calculations are performed by the calculator 19. The value calculated by the calculator 19 is temporarily stored in the image memory 11 and displayed on the television monitor 13. Here, the output of the calculator 19 is generally displayed in color on the tomographic image.
[0012]
As described above, in the conventional ultrasonic diagnostic apparatus, the method of focusing the ultrasonic beam in at least one of transmission and reception is used in order to increase the azimuth resolution. In particular, in an electronic scanning type array type transducer, an electron focusing method based on delay time control of transmission / reception signals is generally used. The ultrasonic diagnostic apparatus has a delay control circuit 21 as a control circuit for controlling the delay time. The delay control circuit 21 controls the delay time given to the transmission / reception signal as shown in the above equation (1).
[0013]
However, the problem with the electron focusing method that focuses the ultrasonic beam is that the beam diffuses at a location (depth) away from the focusing point and the resolution is lowered. As a method for solving this problem, a dynamic focusing method has been conventionally used. The dynamic focusing method is a method of performing delay time control so that the focusing point continuously moves in the depth direction with time during reception, and the reflected signal is always obtained from the region where the received ultrasonic beam is focused. . The principle will be described with reference to FIG.
[0014]
In a range in which a reflected signal with a distance from the transducer of 0 to r1 is obtained (that is, a range from time 0 to 2r1 / V), the reception delay time is set so that the focal length is f1. Next, the reception delay time is set so that the focal length becomes f2 in the range in which the reflected signal from the transducer distance r1 to r2 can be obtained (that is, the range from time 2r1 / V to 2r2 / V). The Further, when a reflected signal is obtained from a range where the distance from the transducer is r2 or more (that is, a range where the time is 2r2 / V or more), the reception delay time is set so that the focal length is f3. However, 0≤f1≤r1, r1≤f2≤r2, r2≤f3.
[0015]
[Problems to be solved by the invention]
In the description of the dynamic focusing method described above, the case where the focusing point at the time of dynamic focusing changes in three stages of f1 to f3 has been described. It has become possible to set a continuous focusing point for each pixel of the image memory.
[0016]
When continuously setting a focusing point using the dynamic focusing method, the reception delay time is set using the above-described equation (1). The delay time determination parameter shown in the equation (1) is used. It has been conventionally known that the in-vivo sound velocity value V varies depending on organs, for example, there is a report of “V = 1560 m / sec” for muscles and “V = 1480 m / sec” for fats. There are also significant differences among the subjects.
[0017]
In this way, the in-vivo sound speed value is an amount that cannot be universally determined in practice, so that the focusing point cannot be determined, which hinders the dynamic focusing method.
[0018]
That is, given delay time τ _f Always F for (m) ₀ Since V = constant, if there is a difference of about 5% in the sound speed value as in the case of fat and muscle, the movement of the focusing point at the focusing point of 100 mm is 5 mm, which is an amount that cannot be ignored. Therefore, in such a case, it is difficult to say that the reception from the focusing point is necessarily displayed and displayed, and as a result, the image quality is deteriorated.
[0019]
When the set sound speed value of the apparatus is equal to the actual sound speed value, as shown in FIG. 22B, a range in which a reflected signal having a distance from the transducer of 0 to r1 can be obtained (that is, time 0). The actual focal length f1 ′ is determined to be approximately the midpoint of 0−r1. Similarly, in a range where a reflected signal having a distance from r1 to r2 is obtained (that is, a range from time 2r1 / V to 2r2 / V), the actual focal length f2 'is approximately at the midpoint of r1 -r2, and When a reflected signal is obtained from a range of distance r2 or more (that is, a range of time 2r2 / V or more), the actual focal length f3 'is determined to be after r3.
[0020]
On the other hand, for example, when the actual in-vivo sound speed value is larger than the set sound speed value in the apparatus, the actual focusing points f1 ′ to f3 ′ are set to the set focusing points f1 to f1 as shown in FIG. f1 ′ <f1, f2 ′ <f2, and f3 ′ <f3 with respect to f3 (generally f1 = r1 / 2, f2 = (r1 + r2) / 2, f3> r3), and the difference between the sound speed values is particularly large. In some cases, f2 '<r1 occurred, and the effect of the dynamic focusing method was not utilized.
[0021]
The present invention has been made to solve the above-described problems, and an object of the present invention is to make the ultrasonic tomography to maximize the effects of the dynamic focusing method by constantly matching the set focusing point with the actual focusing point. The object is to further improve the image quality of the image.
[0022]
[Means for Solving the Problems]
In order to solve the above-described problem, in the present invention, for example, an amount indicating a correlation between signals in a region (arbitrary depth) designated on a tomographic image, for example, among received signals on adjacent scanning lines. (Correlation amount) is calculated. Based on the calculated correlation amount, the degree of convergence of the received signal (the depth position of the reception focus, etc.) is controlled.
[0023]
That is, the amount of correlation calculated each time is compared while sequentially changing parameter values such as in-vivo sound velocity values that govern the degree of convergence of the received signal. Then, a parameter value (optimum value) that minimizes the correlation amount is searched, and a parameter that determines the degree of convergence (for example, the degree of change in the delay time or the depth position of the reception focus) is optimized based on the parameter value. It is configured.
[0024]
With this configuration, the parameter value (in-vivo sound speed value) that minimizes the amount of correlation between received signals on adjacent scanning lines, for example, every predetermined period, as necessary, such as by diagnostic site or by subject. Based on this, it is possible to set the focusing parameter (delay time, change degree of reception focus depth position, etc.), so the ultrasonic beam reception focus degree (depth position, etc.) Regardless of whether it is constant or not. Therefore, for example, even in high-definition dynamic reception focusing performed on a pixel-by-pixel basis, only the received signals from the focal point are always collected, and an ultrasonic tomographic image with higher resolution and higher image quality is obtained based on those received signals. be able to.
[0025]
In the present invention, the ultrasonic signal is repeatedly scanned a plurality of times on the same scanning line, and the correlation for each repeated scanning is based on the received signals on the plurality of scanning lines obtained for each of the repeated scanning. Calculate the quantity. An accurate correlation amount with little error can be obtained by averaging the calculated correlation amounts for each repeated scan.
[0026]
Furthermore, in the present invention, the correlation amount for each different part is calculated based on the received signals on the scanning lines of the different parts on the cross section, and the calculated correlation amount for each repeated scanning is added and averaged to reduce errors. An accurate correlation amount can be obtained.
[0027]
On the other hand, in order to solve the above-described problem, in the present invention, when scanning is performed by deflecting an ultrasonic signal such as sector scanning, the received signal on an adjacent scanning line is designated on a tomographic image, for example. An amount (correlation amount) indicating a correlation between signals in the region (arbitrary depth) is calculated. The deflection angle of the ultrasonic signal is controlled based on the calculated correlation amount.
[0028]
That is, the amount of correlation calculated each time is compared while sequentially changing parameter values such as in-vivo sound velocity values that govern the deflection angle of the ultrasonic signal. Then, a parameter value (optimum value) that minimizes the correlation amount is searched, a parameter (for example, delay time) for determining a deflection angle based on the parameter value, and a parameter (for the depth position) for determining a reception focus depth position. The degree of change, etc.) is controlled.
[0029]
With this configuration, for example, when performing sector scanning, the parameter value that minimizes the amount of correlation between received signals on adjacent scanning lines, for example, at regular intervals, as necessary, such as by diagnostic site or by subject. Since parameters (delay time, degree of change in depth position, etc.) can be set based on (in vivo sound speed value), the deflection angle of the ultrasonic beam is always constant regardless of changes in in vivo sound speed value, etc. In addition, the reception focus depth position can be optimized. Therefore, a high-resolution, high-quality ultrasonic tomographic image can be obtained.
[0030]
Furthermore, the writing of the ultrasonic scanning signal to the scan conversion memory can be controlled as the deflection angle control means. That is, by obtaining the deflection angle data corresponding to the parameter value based on the parameter value that minimizes the correlation amount, and changing the write address of the received signal to the memory according to the deflection angle data, It is possible to correct an error in deflection angle caused by a change in value.
[0031]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
First, the common concept of the present invention will be described with reference to FIGS. 1 and 2 are schematic views (partially sectional views) showing an ultrasonic transmission / reception part of an ultrasonic diagnostic apparatus that performs sector electronic scanning, and includes a transmitter 50, a receiver 51, a display 52, and a delay circuit. 53... 53, vibrators 54... 54, and a delay time control circuit 55 are shown.
[0032]
Now, in an ultrasonic diagnostic apparatus that performs sector electronic scanning, the received signals (e1 (t), e1 (t), e1 (t), e2 (t)), when the beam width near the focusing point “A” is wide (when focusing is not performed as planned; see FIGS. 1A and 1B), “B” When the beam width is narrow (when focusing is performed more accurately; see FIGS. 2A and 2B), the relationship between the beam width and the correlation function will be described.
[0033]
In general, the interval between scanning lines adjacent to the ultrasonic beam width (scanning interval; here, Δθ) is set small. For this reason, the two adjacent ultrasonic beams Ba and Bb have a part of the area in common as shown in FIG. 1, and this common part is larger as the beam width is wider as the focusing is insufficient. In other words, the wider the beam width (the larger the beam spread state, the greater the beam side rope level spread), the more commonly received information from the same scatterer is included in the received signal obtained by each scan. Therefore, the correlation strength (correlation coefficient) between the respective received signals becomes larger.
[0034]
On the other hand, as the focusing is performed more completely, as shown in FIG. 2, the common part of the adjacent ultrasonic beams Ba ′ and Bb ′ becomes narrower, and the signals obtained by the respective scans become smaller. The correlation coefficient of becomes smaller. That is, the beam width and the correlation strength C (0) are qualitatively as shown in FIG.
[0035]
The correlation coefficient C (0) of the received signal e1 (t) in the θ direction and the received signal e2 (t) from the θ + Δθ direction (both waveforms are shown in FIGS. 4A and 4B) is as follows. It is shown by an equation (see FIG. 4C).
[0036]
[Expression 2]

Where e2 (t) ^* Is the complex conjugate function of e2 (t).
[0037]
That is, it can be seen that the beam width near the focal point can be controlled by controlling the correlation coefficient C (0) of two or more adjacent ultrasonic beams.
[0038]
The present invention utilizes the above-described properties to reduce the above-described focusing point error by controlling the delay time for obtaining each focusing point in dynamic focusing, for example, so that the beam width of the focusing point is minimized. It is configured as follows.
[0039]
Next, FIG. 5 shows a first embodiment for briefly explaining the outline of the processing procedure of the autofocus method based on the correlation processing.
[0040]
This ultrasonic diagnostic apparatus is a diagnostic apparatus that performs sector scanning, for example, and includes arrayed ultrasonic transducers 60 (1) to 60 (M) that are electro-acoustic transducers in which M transducers are arranged in a straight line. Have. The array-type transducer 60 includes a transmission system for driving the transducers 60 (1) to 60 (M) to radiate an ultrasonic signal into the living body, for example, and a vibration reflected from the living body. A receiving system for processing echo signals received by the children 60 (1) to 60 (M) is connected to each other.
[0041]
The transmission system includes M-channel pulsers (vibrator drive circuits) 61 (1) to 61 (M) that output drive pulses for driving the array-type transducers 60 (1) to 60 (M), and the pulsers. Transmission delay circuits 62 (1) to 62 (M) connected to 61 (1) to 61 (M) and delay-controlling the drive pulse output timing of the pulsars 61 (1) to 61 (M), and each transmission delay A transmission rate signal generator 63 for sending rate control rate pulses to the circuits 62 (1) to 62 (M), and a delay for individually controlling the delay time given by each of the transmission delay circuits 62 (1) to 62 (M) And a time control circuit 64.
[0042]
The transmission delay circuits 62 (1) to 62 (M) are focused on the ultrasonic beam during transmission controlled by the delay time control circuit 64 with respect to the rate pulse sent from the transmission rate signal generator 63 (F 0). Delay time τ to determine _f And a predetermined direction (θ ₀ ) Delay time τ for deflecting the ultrasonic beam _s Are output to each of the pulsars 61 (1) to 61 (M), and the pulsars 61 (1) to 61 (M) are individually driven in accordance with the sent rate pulses, and each transducer 60 (1) to 60 (M) are driven.
[0043]
That is, the delay time τ (m) set in the m (m <M) -th delay circuit 62 (m) is τ _f (M) + τ _s (M) and τ _f (M) and τ _s (M) is set as follows (τ _f (See FIG. 20 for (m)).
[0044]
[Equation 3]

Where d is the transducer array interval, V is the in-vivo sound velocity, F ₀ Is the focal length, θ ₀ Is a deflection angle (sector angle).
[0045]
The receiving system includes preamplifiers 65 (1) to 65 (M) that amplify the received signals received by the arrayed transducers 60 (1) to 60 (M) and converted into electrical signals, and the preamplifiers 65 (1). ) To 65 (M), M-channel reception delay circuits 66 (1) to 66 (M) for receiving the received signals amplified with different delay times, and each reception delay circuit 66 (1). ) To 66 (M), the delay time control circuit 64 for individually controlling the delay time.
[0046]
The reception delay circuits 66 (1) to 66 (M) are controlled by the delay time control circuit 64 so that the delay time τ for determining the focal distance of the ultrasonic beam at reception is the same as at transmission. _f And the delay time τ that determines the deflection angle of the ultrasonic beam _s Are given to the received signal. At this time, the delay time control circuit 64 has different depths (focal lengths F). ₀ , F ₁ , F ₂ , F _Three ,...) So that a substantially continuously focused received signal is generated. _f Can also be changed (receive dynamic focus).
[0047]
Further, the reception system adds and synthesizes the reception signals output from the reception delay circuits 66 (1) to 66 (M), and logarithmically amplifies (compresses) the reception signal added and synthesized by the adder 70. ) A logarithmic amplifier 71, a detection circuit 72 that generates a detection signal (A mode signal) by detecting the logarithmically compressed received signal by envelope detection, and an A / D converter 73 that converts the detection signal into a digital signal An image memory 74 for storing the digital image signal A / D converted by the A / D converter 73; a write / read controller 75 for controlling the writing / reading of the digital image signal to / from the image memory 64; A D / A converter 76 for converting the digital image signal read from the memory 74 into an analog image signal, and an analog signal converted by the D / A converter 76. The grayed image signal and a TV monitor 77 for displaying the ultrasonic tomographic image.
[0048]
On the other hand, the ultrasonic diagnostic apparatus includes a unit that controls at least one of the transmission delay time and the reception delay time according to the correlation strength between adjacent reception signals. That is, the delay time control unit is connected to the delay time control circuit 64 described above, the branch output side of the adder 70, the gate circuit 80 for sampling a part of the received signal, and the sampling region of the gate circuit 80. A designator 81 having a trackball or a joystick that can be designated on the monitor 77 and installed on the panel of the diagnostic apparatus, an A / D converter 82 connected to the output side of the gate circuit 80, and the A Buffer memories 83 and 83 connected to the branch outputs from the / D converter 82, a correlation processing circuit 84 connected to the read side of each buffer memory 83 and 83, and a connection to the output side of the correlation processing circuit 84 The optimum sound speed value detection circuit 85 is provided. The correlation processing circuit 84 includes a calculation circuit that calculates a correlation coefficient by performing correlation calculation on the signals output from the buffer memories 83 and 83, and a memory that stores the correlation coefficient calculated by the calculation circuit. The optimum sound speed value detection circuit 85 obtains a minimum correlation coefficient and a set sound speed value corresponding to the correlation coefficient from among a plurality of correlation coefficients stored in the memory of the correlation processing circuit 84. The output side of the optimum sound velocity value detection circuit 85 is connected to the delay time control circuit 64.
[0049]
Next, the overall operation of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the present embodiment will be described focusing on the autofocus processing operation based on the delay time control according to the correlation strength between adjacent received signals.
[0050]
When transmitting an ultrasonic pulse into the living body, the rate pulse output from the transmission rate signal generator 63 is sent to the transmission delay circuits 62 (1) to 62 (M). The rate pulse is transmitted from the transmission delay circuit 62 (1) to 62 (M) as a sound speed value V as a preset provisional value. _x1 The delay time τ calculated and determined by the delay time control circuit 64 based on (for example, 1530 m / sec) _f And delay time τ _s Is supplied to the M-channel transducer driving circuits (pulsars) 61 (1) to 61 (M).
[0051]
Each pulsar 61 (1) to 61 (M) transmits a drive pulse to each ultrasonic transducer 60 (1) to 60 (1) to 60 at a transmission timing determined according to the output of the transmission delay circuit 62 (1) to 62 (M). As a result, the ultrasonic transducers 60 (1) to 60 (M) are driven to emit an ultrasonic beam into the living body.
[0052]
A part of the ultrasonic beam radiated into the living body is reflected by the boundary surface of the organ in the living body or the acoustic scatterer of the living tissue, and received again by the ultrasonic transducers 60 (1) to 60 (M). , Converted into an electrical signal. This received signal is amplified via the preamplifiers 65 (1) to 65 (M), and similarly to the transmission, the reception delay time τ determined based on the set sound velocity value VX1. _f And delay time τ _s Are given by the reception delay circuits 66 (1) to 66 (M) and sent to the adder 70 (FIG. 6, step S1).
[0053]
The output of the adder 70 is logarithmically compressed and detected via a logarithmic amplifier 71 and a detection circuit 72, and stored in the image memory 74 as a digital image signal via an A / D converter 73 under the control of a writing / reading controller 75. Is done. Then, it is read out in the television format by the writing / reading controller 75, sent to the monitor 77 via the D / A converter 76, and displayed as an ultrasonic tomographic image.
[0054]
Subsequently, an approximate depth to be measured and a region of interest (hereinafter referred to as a measurement region) are set on the ultrasonic tomogram (see FIG. 7) obtained based on the provisional delay time Vx1. In this case, the measurement area can be set by a designator 81 such as a trackball or a joystick (step S2).
[0055]
Of the output of the adder 70, a part of the echo signal from the measurement area is extracted to the gate circuit 80. In the present embodiment, as shown in FIG. 7, for example, echo signals obtained in two adjacent scans in the measurement region, for example, near the center (scanning direction (scanning angle) θ and θ + Δθ (Δθ is a scanning interval)). Are extracted (sampled) by the gate circuit 80 and sent to the A / D converter 82. The scanning direction (scanning angle) refers to a deflection angle from a direction orthogonal to the arrangement direction of the transducers 60 of the scanning line (see FIG. 7).
[0056]
The reception signal e1 (t) in the scanning direction θ and the reception signal e2 (t) in the scanning direction θ + Δθ, which are A / D converted by the A / D converter 82, are stored in the buffer memories 83 and 83, respectively (step S3). .
[0057]
Then, the received signals e1 (t) and e2 (t) stored in the buffer memories 83 and 83 are respectively input to the arithmetic circuit of the correlation processing circuit 84, and the arithmetic circuit based on the above equation (2) performs the calculation. The correlation coefficient C (0) is calculated (step S4). Set sound velocity value (provisional value) V related to this received signal _x1 The calculated correlation coefficient C1 (0) is temporarily stored in the memory of the correlation processing circuit 84 (step S5).
[0058]
Next, the set sound velocity value V _x1 A new set sound velocity value V increased (or decreased) by a predetermined amount with respect to _x2 On the other hand, the delay time control circuit 64 calculates the delay time based on the above equation (3). And the first set sound velocity value V described above _x1 The delay time calculated in the same manner as in the above is given to the reception signal by the reception delay circuits 66 (1) to 66 (M) (step S6). _x1 The same processing as in the case (step S3 to step S5) is performed.
[0059]
That is, the received signals e1 (t) ′ and e2 (t) ′ obtained by two adjacent scans (scanning direction (θ), (θ + Δθ)) among echo signals from substantially the same area as the designated area are After being stored in the buffer memories 83 and 83, the correlation coefficient C2 (0) is calculated by being input to the arithmetic circuit of the correlation processing circuit 84. The set sound velocity value V related to this received signal _x2 The calculated correlation coefficient C2 (0) is the first set sound velocity value V _x1 And the same as the correlation coefficient C1 (0).
[0060]
In this way, the set sound velocity value V _x1 , V _x2 ... V _xn Are sequentially changed within a predetermined range and the above-described processing (steps S3 to S5) is performed, so that the sound velocity value V is obtained. _x1 , V _x2 ... V _xn Correlation coefficients C1 (0), C2 (0),..., Cn (0) corresponding to are calculated by the arithmetic circuit of the correlation processing circuit 84 and stored in the memory.
[0061]
Then, the optimum set sound velocity detection circuit 85 uses the smallest correlation coefficient Cmin (0) among the correlation coefficients C1 (0), C2 (0),. Optimum sound speed value V corresponding to the relation number Cmin (0) _xs Is obtained (step S7; see FIG. 8).
[0062]
Obtained optimum sound speed value V _xs Based on the delay time control circuit 64, the optimum focusing delay time τ _fr And the final optimum delay time τ (= τ _fr + Τ _s ) Is set, and the optimum delay time is given to the new reception signal by the reception delay circuits 66 (1) to 66M (step S8). As a result, it is possible to optimize the delay time for focusing in the entire depth direction based on the optimum delay time, and display an optimally received and focused ultrasound image without depending on the sound velocity value. Can do.
[0063]
As described above, according to the present embodiment, even if the sound speed in the living body changes, it is possible to set an optimum sound speed value that always minimizes the correlation coefficient of the received signal, and to this optimum sound speed value, Based on this, it is possible to determine the focusing delay time of the received signal, so that the ultrasonic beam can always be focused at a predetermined focal point regardless of the change in the sound speed in the living body. As a result, the image quality and resolution of the ultrasonic tomographic image are improved.
[0064]
In particular, when using a high-definition dynamic focusing method that continuously controls the delay time according to different depths (especially in units of pixels), each focusing point is defined as a data acquisition site regardless of the in-vivo sound speed value. Since they coincide, an ultrasonic tomographic image with very high resolution and high image quality can be obtained.
[0065]
In the above-described embodiment, the case where the delay time corresponding to the optimum set sound speed value is given to the reception signal has been described. However, the present invention is not limited to this, and the same delay time is given to the transmission signal. be able to.
[0066]
Also, if the value is unstable by only one correlation coefficient calculation for each set sound speed value, after the processing in step S5, the processing in steps S3 to S5 is repeated a predetermined number of times in the same measurement region. (FIG. 9; Step S10), and when the predetermined number of correlation coefficients are calculated, the addition average of the predetermined number of correlation coefficients calculated in the process of Step S11 is obtained, and Step S6 and subsequent steps are calculated. Can also be performed.
[0067]
Furthermore, instead of calculating a plurality of correlation coefficients in the same measurement area, if the correlation coefficient is obtained in a certain measurement area, the measurement area is sequentially moved to a plurality of parts, and steps S3 to S3 are performed in the measurement area of the part. The processing of step S5 is performed to calculate the correlation coefficients of the plurality of parts (step S15), and when all the correlation coefficients of the plurality of parts are calculated, the plurality of parts calculated in the processing of step S16 It is also possible to obtain the addition average value of the correlation coefficients and perform the processing from step S6 onward.
[0068]
In this way, it is possible to obtain a more accurate correlation coefficient by averaging the correlation coefficients respectively obtained from the same measurement region or a plurality of parts.
[0069]
In addition, although the depth to be measured and the region of interest (measurement region) to be measured are set in step S2, this measurement region may be set in advance as a predetermined region (FIG. 11, step S2A).
[0070]
Further, in the present embodiment, the method of calculating the correlation coefficient from the signal by the adjacent scanning by changing the delay time according to the change of the set sound speed has been described. However, at this time, the ultrasonic image is newly set at the delay time set. May be displayed simultaneously. In this way, it is possible to monitor how the image quality (resolution) of the ultrasonic image is improved.
[0071]
In the first embodiment described above, only the received signal in the predetermined measurement region is extracted using the gate circuit 80 and the designator 81. However, the present invention is not limited to this, and for example, FIG. The modification of 1st Embodiment is shown.
[0072]
In this modification, two or more adjacent received signals output from the adder 70 are sent directly to the A / D converter 82 'of the delay time control unit to obtain the correlation strength C (0). .
[0073]
That is, in the delay time control unit of this modification, an A / D converter 82 ′ is connected to the branch output side of the adder 70. Since the output side of the A / D converter 82 'has a configuration substantially equivalent to that of the first embodiment, and other components are also substantially equivalent to those of the first embodiment, description thereof will be omitted.
[0074]
In the present embodiment, after the end of step S1 in FIG. 6 of the first embodiment, that is, the reflected signals (received signals) e1 (t) ′ and e2 (t) output from the adder 70 by two adjacent scans. ) ′ Is directly sent to the A / D converter 82 ′, A / D converted by the A / D converter 82 ′, and then stored in the buffer memories 83 and 83 (FIG. 13; step S 3 A). . Thereafter, the processing of step S4 to step S8 is performed in the same manner as in the first embodiment, and the optimum correlation sound velocity value V corresponding to the minimum correlation coefficient Cmin (0) and the minimum correlation coefficient Cmin (0). _xs Is required. And the optimum set sound velocity value V _xs Optimal focusing delay time τ based on _fr The final optimum delay time τ is given to the new reception signal by the reception delay circuits 66 (1) to 66 (M).
[0075]
In this modified example as well, as in the first embodiment described above, the ultrasonic beam can be focused at a predetermined focal point regardless of the change in the sound speed in the living body. improves.
[0076]
(Second Embodiment)
FIG. 14 shows another configuration (more specific configuration) of a delay time control unit that performs correlation processing on received signals from two adjacent directions and obtains an optimum delay time according to the present invention.
[0077]
In the delay time control unit of this embodiment, the output side of the adder 70 branches, mixers 90a and 90b connected to the respective branch outputs, and low-pass filters 91a and 90b connected to the output sides of the mixers 90a and 90b, respectively. 91b, A / D converters 92a and 92b connected to the output sides of the low-pass filters 91a and 91b, and two buffer memories 93... 93 connected to each of the A / D converters 92a and 92b. A correlation processing circuit 94 connected to the reading side of each buffer memory 93, an optimum sound speed value detection circuit 95 connected to the output side of the correlation processing circuit 94, and a connection to the output side of the optimum sound speed value detection circuit 95. The delay time control circuit 64 is provided. The delay time control unit includes a reference signal generator 96 and a π / 2 phase shifter 97 connected to one of the branch outputs of the reference signal generator 96. The π / 2 phase shifter 97 Is connected to one mixer 90a, and the other output of the reference signal generator 96 is directly connected to the mixer 90b. Since other configurations are the same as the configuration of the first embodiment (FIG. 5), description thereof is omitted.
[0078]
Next, the overall operation of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the present embodiment will be described focusing on the autofocus processing operation based on the delay time control according to the correlation strength between adjacent received signals. Note that some of the operations that are substantially the same as those in the first embodiment are omitted or simplified.
[0079]
First, the received signal e1 (t) from the scanning direction θ and the received signal e2 (t) from the scanning direction θ + Δθ can be approximated by the following equations, respectively.
[0080]
[Expression 4]

Y _n Is the ultrasonic reflection coefficient of the nth scatterer, t _n Is the time until the sound wave returns from the nth reflector, ω ₀ (= 2πf ₀ ) Is the ultrasonic angular frequency. E1 (t) is a received signal from the N1 to N2 scatterers. On the other hand, e2 (t) is a received signal from the N1'th to N2'th scatterers, and both received signals include those from the common scatterer as already described. It is.
[0081]
In FIG. 14, similarly to the first embodiment, after the end of step S1 in FIG. 6, that is, the output from the adder 70 (received signals by two adjacent scans) is e1 shown in the above equation (4). (t) and e2 (t), and these received signals e1 (t) and e2 (t) are sent to the mixer 90a and the mixer 90b, respectively. On the other hand, a reference signal sin (ω having a frequency substantially equal to the ultrasonic (angular) frequency output from the reference signal generator 96. ₀ One of t) is input as it is through one input terminal of the mixer 90b and is multiplied by the adder outputs e1 (t) and e2 (t).
[0082]
From the mixer 90b, the DC component and 2ω ₀ The component is output, but it is 2ω by the low-pass filter 91b. ₀ The component is removed, and a signal represented by the following equation is obtained.
[0083]
[Equation 5]

However, [e1 (t)] i and [e2 (t)] i represent the “cos component” (imaginary component; imaginary part) of e1 (t) and e2 (t).
[0084]
On the other hand, the reference signal sin (ω ₀ The other of t) is 90 degrees (π / 2) out of phase by the π / 2 phase shifter 97 and cos (ω ₀ t) is input via one input terminal of the mixer 90a and multiplied by the adder outputs e1 (t) and e2 (t). Further, the output from the mixer 90a is subjected to removal of high frequency components by the low-pass filter 91a in the same manner as the output from the mixer 90b described above, and a signal represented by the following equation is obtained.
[0085]
[Formula 6]

However, [e1 (t)] r and [e2 (t)] r represent “sin component” (real component; real part) of e1 (t) and e2 (t). That is, the signals e1 (t) and e2 (t) output from the adder 70 are quadrature-detected to the cos component and sin component of the signal by the action of the mixers 90a and 90b, the low-pass filters 91a and 91b, and the like. (FIG. 15, step S20).
[0086]
The quadrature phase detected signal is converted into a digital signal by the A / D converters 92a and 92b, and then temporarily stored in the buffer memories 93. And the signal memorize | stored in buffer memory 93 ... 93 is synthesize | combined as a complex number as shown in the following Formula by the arithmetic circuit of the correlation processing circuit 94 (step S21).
[0087]
[Expression 7]

[0088]
The combined complex signals E1 (t) and E2 (t) are subjected to correlation processing according to the following expression by an arithmetic circuit.
[0089]
[Equation 8]

Where E2 (t) ^* Is the complex conjugate function of E2 (t), ie
[Equation 9]
E2 (t) ^* = [E2 (t)] r-j [e2 (t)] i
(Step S22). The set sound velocity value V related to this received signal _x1 The calculated correlation coefficient C1 (0) is temporarily stored in the memory of the correlation processing circuit 94 (step S23).
[0090]
Thereafter, similarly to the first embodiment, the processes in and after step S6 are performed. That is, the correlation coefficient is obtained sequentially while changing the set sound speed value, and the optimum correlation value Cmin (0) and the optimum set sound speed value V are detected by the optimum set sound speed value detection circuit 95. _xs Is required. Then, the determined optimum sound speed value V _xs Based on the delay time control circuit 64, the optimum focusing delay time τ _fr Then, the final optimum delay time τ is set, and the optimum delay time τ is given to the new reception signal by the reception delay circuits 66 (1) to 66 (M), so that it is optimal without depending on the sound speed value. The reception-focused ultrasonic image can be displayed.
[0091]
As described above, according to the present embodiment, as in the first embodiment, the ultrasonic beam can be focused at a predetermined focal point regardless of the change in the sound speed in the living body. When a high-definition dynamic focusing method close to is used, an ultrasonic tomographic image with very high resolution image quality can be obtained.
[0092]
In particular, according to the present embodiment, the received signal output from the adder is converted into a complex signal via a mixer and a low-pass filter and then A / D converted and stored in the memory. Storage in the memory becomes easier as compared with the configuration of the first embodiment.
[0093]
In the first and second embodiments, the case has been described in which the delay time given to the transmission or reception signal of the mth transducer is calculated using the above equation (3) for each set sound velocity value. The invention is not limited to this. For example, the delay time setting circuit has a storage unit such as a ROM (read only memory), and delay time data is stored in advance in the storage unit. Then, the CPU of the delay time control circuit can read out and control the delay time data stored in the storage unit and give it to the transmission or reception signal.
[0094]
In general, the storage unit has a focal length F. ₀ A delay time given to M (M) transducers with respect to (or reception time) is stored. That is, if the provisional in-vivo sound speed is Vx1, the focal length F ₀ A focusing delay time τ given to the transmission or reception signal of the mth transducer when focusing the ultrasonic wave on _f (M)
[Expression 10]

It becomes. However, K is a proportionality constant. F in the storage unit (hereinafter described as ROM (table)) ₀ For τ _f (M) is stored. Where the focal point is F ₀ And set sound velocity value V _x1 (ΔV _x1 ) To increase the delay time control circuit 64, the CPU of the delay time control circuit 64 is ₀ Delay time data τ stored in ROM for storage _f (M), F ₀ Used for the received signal from + ΔF (ΔF is the change in focal length) (of course, the delay time finally given is τ (= τ _f + Τ _s ))). However, ΔF = (ΔV _x1 / V _x1 ).
[0095]
That is, controlling the delay time (focusing delay time) in accordance with the sequential change of the set sound velocity value is very easy by changing the focal length based on the change of the read address of the delay time data stored in the ROM in advance. It can be implemented.
[0096]
Also, focusing delay time τ _f And deflection delay time τ _s Are rarely stored using independent ROMs (storage units), and the combined delay time (ie, τ _f + Τ _s ) Is often stored in the ROM, but even in this case, τ _f By controlling the read address of the entire delay time τ in accordance with the change in the total delay time, the overall delay time can be controlled.
[0097]
Further, in the present embodiment, as in the first embodiment, it is possible to perform the above-described correlation processing by extracting only a signal in a certain measurement region using a gate circuit. In addition, the various processing described in the first embodiment can be performed. It is also possible to perform the modification (FIGS. 9 to 11).
[0098]
(Third embodiment)
In the first and second embodiments described above, the focus point movement that occurs when the set sound speed is different from the actual in-vivo sound speed and the measures for improving the image quality deterioration due to this movement have been described. Appears as an error in the sector deflection angle between the set sound speed and the actual in-vivo sound speed. That is, the difference is ΔV _x1 In some cases, the actual deflection angle increases or decreases.
[0099]
The ultrasonic diagnostic apparatus according to the present embodiment has means for correcting the increase or decrease in the deflection angle described above.
[0100]
As the correction means, in the ultrasonic diagnostic apparatus according to the present embodiment, the delay time control circuit 64 has a storage unit such as a ROM table in the configuration shown in FIG. ₀ Delay time data τ for scanning angle _s (M) is stored. Sector deflection angle θ ₀ And the set sound speed is as shown below
[Expression 11]

It is expressed as However, K 'is a proportionality constant.
[0101]
For example, in the storage unit such as the ROM table of the delay time control circuit 64, θ ₀ Delay time data for τ _s (M) is stored. Where the deflection angle is θ ₀ And set sound velocity value V _x1 (ΔV _x1 ), The CPU of the delay time control circuit 64 scans the scan angle delay time data τ stored in the ROM for the deflection angle. _s (M) to “θ ₀ + Δθ _x1 It may be used for the deflection of "." However, “Δθ _x1 =-(ΔV _x1 / V _x1 ) Tan θ ₀ Is.
[0102]
That is, it is very easy to control the delay time according to the sequential change of the set sound velocity value by changing the read address of the delay time data stored in the ROM in advance. However, other methods can be considered for the deflection angle. Generally focusing delay time τ _f And deflection delay time τ _s Are rarely stored using independent ROMs (storage units), and the combined delay time τ (ie, τ _f + Τ _s ) Is often stored in the ROM. In such a case, the correction of the change angle can be performed by a display system as described below, and the delay time can be easily controlled as compared with the read control process from the ROM.
[0103]
That is, the delay time τ _s Is used, the set sound velocity value is V _x1 + ΔV _x1 Then, as mentioned above,
[Expression 12]

Therefore, the display range (display sector angle) of the display monitor may be adjusted in accordance with the increase / decrease.
[0104]
FIG. 16 shows the configuration of an ultrasonic diagnostic apparatus provided with such a display system delay time control means. This ultrasonic diagnostic apparatus includes an image memory control circuit 100 equipped with a computer circuit for controlling the writing / reading controller 75a. The image memory control circuit 100 is connected to an optimum set sound speed value detection circuit 95 ′. The optimum set sound speed value detection circuit 95 ′ of the present embodiment obtains the minimum correlation coefficient and the optimum set sound speed value corresponding to the minimum correlation function based on the correlation coefficient data sent from the correlation processing circuit 94, and further Based on the optimum set sound velocity value, optimum deflection angle data (sector scanning angle data) is obtained, and the optimum deflection angle data is sent to the image memory control circuit 100. The image memory control circuit 100 controls the write / read controller 75a based on the transmitted optimum deflection angle data to control the write address of the image signal written in the image memory 74. The other configuration is substantially the same as the configuration shown in FIG. 14 of the second embodiment, and a description thereof will be omitted.
[0105]
In this embodiment, when transmitting an ultrasonic pulse into the living body, first, the rate pulse output from the transmission rate signal generator 63 is sent to the transmission delay circuits 62 (1) to 62 (M), Sound velocity value V as a provisional value _x1 The delay time τ calculated and determined by the delay time control circuit 64 based on _f And delay time τ _s Is supplied to the M-channel transducer driving circuits (pulsars) 61 (1) to 61 (M). That is, the delay time τ (m) set in the mth transmission delay circuit 62 (m) is “τ _f (M) + τ _s (M) "and τ _f (M) and τ _s (M) is set as the following equation.
[0106]
[Formula 13]

Where d is the transducer array interval, V _x1 Is the sound velocity in vivo, F ₀ Is the focal length, θ ₀ Is a deflection angle (sector angle).
[0107]
The pulsars 61 (1) to 61 (M) send drive pulses to the ultrasonic transducers 60 (1) to 60 () according to the transmission timing determined according to the outputs of the transmission delay circuits 62 (1) to 62 (M). M), as a result, the ultrasonic transducers 60 (1) to 60 (M) are driven, and ultrasonic waves are emitted into the living body.
[0108]
A part of the ultrasonic wave radiated into the living body is reflected by the boundary surface of the organ in the living body or the acoustic scatterer of the living tissue, and received again by the ultrasonic transducers 60 (1) to 60 (M), It is converted into an electrical signal. This received signal is amplified through the preamplifiers 65 (1) to 65 (M) and then the set sound speed value V as in the transmission. _x1 Delay time τ at the time of reception determined based on _f And delay time τ _s Are given by the reception delay circuits 66 (1) to 66 (M) and sent to the adder 70.
[0109]
Outputs from the adder 70 (two scans (reflected signals obtained in the scanning directions θ and θ + Δθ)) are represented by e1 (t) and e2 (t) shown in the above equation (4), and these receptions are received. As the signals e1 (t) and e2 (t), the signals shown in the above equations (5) and (6) are obtained through the mixer 90a, the mixer 90b, and the low-pass filters 91a and 91b, respectively (second embodiment, FIG. 15, see step S20). These signals are stored as digital signals in the buffer memories 93... 93 through the A / D converters 92a and 92b, and then synthesized by the arithmetic circuit of the correlation processing circuit 94 as complex numbers shown in the above equation (7). (Refer to FIG. 15, step S21) Further, the correlation processing is performed by the arithmetic circuit according to the above equation (8) (see FIG. 15, steps S22 to S23).
[0110]
Thereafter, as in the first and second embodiments, the correlation coefficient is sequentially obtained while changing the set sound speed value, and the minimum correlation coefficient Cmin (0) ′ and the optimum set sound speed are obtained by the optimum set sound speed value detection circuit 95 ′. Value V _xs 'Is obtained (FIG. 17, step S30).
[0111]
Then, as shown in FIG. 17, the optimum set sound speed value detection circuit 95 ′ obtains the optimum set sound speed value V _xs ′, The optimum sound speed value V _xs The optimum deflection angle (sector scanning angle) data corresponding to 'is obtained using the above equation (12) (step S31), and the optimum deflection angle data is sent to the image memory control circuit 100 (step S32). Similarly, the optimum focusing point (data acquisition depth) is also obtained by the above equation (12) and sent to the image memory control circuit 100.
[0112]
The image memory control circuit 100 controls the writing / reading controller 75a based on the sent optimum deflection angle data and optimum data acquisition (sampling) depth data, and sends the digital data sent via the A / D converter 73. The writing address of the image signal to the image memory 74 is controlled (step S33). That is, the ultrasonic scanning signal (digital image signal) written (stored) in the image memory 74 has a writing position corresponding to the optimum scanning angle and data sampling depth at the optimum sound velocity value. The image quality of the ultrasonic tomographic image displayed on the monitor 77 via the converter 76 is improved.
[0113]
It goes without saying that the correction accompanying the increase / decrease of the deflection angle can be used simultaneously with the correction accompanying the movement of the focusing point described in the first and second embodiments. Further, the correction accompanying the movement of the focusing point and the correction accompanying the increase / decrease of the deflection angle do not necessarily have to be performed at the same time. .
[0114]
Also in the present embodiment, as in the first embodiment, it is possible to extract only signals in a certain measurement region using a gate circuit and perform the above-described correlation processing, and the various types of processing described in the first embodiment. It is also possible to perform the modification (FIGS. 9 to 11).
[0115]
Furthermore, in the above-described embodiment, the delay time control of the present invention has been described using an electronic sector scanning type ultrasonic diagnostic apparatus, but the present invention is not limited to this, and electronic linear scanning, electronic convex scanning. Needless to say, a type of ultrasonic diagnostic apparatus is applicable to a mechanical scanning type ultrasonic diagnostic apparatus using an annular array probe.
[0116]
Furthermore, in the above-described embodiment, an example in which the delay time control is performed on the reception signal has been described. However, the delay time control may be performed on either the transmission signal or the reception signal.
[0117]
On the other hand, according to the present invention, the shape of the ultrasonic beam is evaluated by correlation processing between received signals based on two or more adjacent scans. For example, as shown in FIG. 18, in the sector scan in which 10 scans (scan number 1 to scan number 10) are sequentially performed, as well as the selection of the scan line 1 and the scan line 2, as shown in FIG. As in the case of the line 1 and the scanning line 3 or the scanning line 1 and the scanning line 4, it may be selected by skipping several scanning lines. The range in which this jump is possible is at least the scanning line from which the reception signal that can be correlated with the reception signal on the scanning line 1 is obtained.
[0118]
The optimum scanning line selection method described above is determined by the beam width and scanning density. Further, when calculating correlation coefficients at a plurality of locations and obtaining more accurate values by averaging, for example, scan 1 and scan 4, scan 2 and scan 5, scan 3 and scan 6,... The following selection method can be considered.
[0119]
Further, in the above-described embodiment, the correlation processing is performed on two received signals by two adjacent scans. However, the present invention is not limited to this, and for example, between a plurality of received signals by adjacent plural scans. Correlation processing can also be performed with.
[0120]
In addition, in embodiment of this invention, although description was abbreviate | omitted about the structure of the blood flow unit part of a Doppler signal, in each diagnostic apparatus of 1st-3rd embodiment, the blood flow shown in FIG. 19 of the prior art example A unit portion may be added as a component, and the operation of this blood flow unit portion is equivalent to the conventional example.
[0121]
【The invention's effect】
As described above, according to the present invention, for example, even if the in-vivo sound speed value changes, the ultrasonic beam can always be focused at a predetermined depth position. As a result, the resolution degradation caused by the error between the set focus point and the actual focus point generated on the conventional ultrasonic tomogram is greatly reduced, and the optimal conditions are always maintained regardless of the size of the subject and the examination site. Can be diagnosed. In particular, the present invention makes it possible to focus an ultrasonic beam to a predetermined depth without error, so that it is particularly effective when a high-definition dynamic focusing method close to a pixel unit is performed. A high-quality ultrasonic tomographic image can be obtained, and diagnostic accuracy can be further improved.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1A is a diagram schematically showing an ultrasonic transmission / reception part and an ultrasonic beam having a wide beam width of an ultrasonic diagnostic apparatus for explaining a common concept of the present invention, and FIG. The figure which shows the cross-sectional beam shape at the time of cut | disconnecting the ultrasonic beam with a wide beam width in A) by line L1.
FIG. 2A is a diagram schematically showing an ultrasonic transmission / reception part and an ultrasonic beam having a narrow beam width of an ultrasonic diagnostic apparatus for explaining a common concept of the present invention, and FIG. The figure which shows the cross-sectional beam shape at the time of cut | disconnecting the ultrasonic beam with a narrow beam width in A) by the line L2.
FIG. 3 is a graph showing the relationship between beam width and correlation intensity.
4A is a diagram showing a signal waveform of a reception signal e1 (t) from the scanning direction θ, and FIG. 4B is a signal waveform of a reception signal e2 (t) from the scanning direction (θ + Δθ). (C) is a figure showing the formula which shows a correlation coefficient.
FIG. 5 is a block diagram schematically showing the overall configuration of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the first embodiment.
FIG. 6 is a schematic flowchart showing an example of a delay time control process of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the first embodiment.
FIG. 7 is a diagram showing an example of a measurement region designated on an ultrasonic tomographic image.
FIG. 8 is a graph showing an example of the relationship between the set sound speed and the correlation strength.
FIG. 9 is a schematic flowchart showing an example of a delay time control process according to the correlation strength of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the first embodiment.
FIG. 10 is a schematic flowchart illustrating an example of a delay time control process of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the first embodiment.
FIG. 11 is a schematic flowchart illustrating an example of a delay time control process of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the first embodiment.
FIG. 12 is a block diagram schematically showing an overall configuration of an ultrasonic diagnostic apparatus according to a modification of the first embodiment.
FIG. 13 is a schematic flowchart showing an example of a delay time control process of the ultrasonic diagnostic apparatus according to a modification of the first embodiment.
FIG. 14 is a block diagram schematically showing an overall configuration of an ultrasonic diagnostic apparatus according to a modification of the second embodiment.
FIG. 15 is a schematic flowchart showing an example of a delay time control process of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the second embodiment.
FIG. 16 is a block diagram schematically showing an overall configuration of an ultrasonic diagnostic apparatus according to a modification of the third embodiment.
FIG. 17 is a schematic flowchart illustrating an example of a delay time control process of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the third embodiment.
FIG. 18 is a diagram for explaining an example of scanning line selection in adjacent scanning.
FIG. 19 is a block diagram showing the overall configuration of a conventional ultrasonic diagnostic apparatus.
FIG. 20 is a diagram for explaining the principle of an electron focusing method;
FIG. 21 is a diagram for explaining the principle of the dynamic focusing method;
FIG. 22 is a diagram for explaining problems of a conventional dynamic focusing method.
[Explanation of symbols]
50 transmitter
51 Receiver
52 Display
53 Delay circuit
54 vibrator
55 Delay time control circuit
60 (1) -60 (M) ultrasonic transducer
61 (1) to 61 (M) vibrator drive circuit (pulsar)
62 (1) to 62 (M) Transmission delay circuit
63 Transmission rate signal generator
64 Delay time control circuit
65 (1) -65 (M) preamplifier
66 (1) to 66 (M) reception delay circuit
70 adder
71 logarithmic amplifier
72 Detection circuit
73 A / D converter
74 Image memory
75, 75a Write / read control circuit
76 D / A converter
77 TV monitor
82 A / D converter
83, 83 Buffer memory
84, 94 Correlation processing circuit
85,95 Optimal sound speed detection circuit
90a, 90b mixer
91a, 91b low pass filter
92a, 92b A / D converter
93 Buffer memory
96 Reference signal generator
97 π / 2 phase shifter
100 Image memory control circuit

Claims (14)

A scanning unit that scans an ultrasonic signal for each scanning line on a cross section in a subject, and generates a focused reception signal by giving a delay time to a plurality of ultrasonic echo signals obtained according to the scanning. In the ultrasonic diagnostic apparatus comprising the generating means for
Calculating means for calculating an amount indicating the correlation between the received signals based on the received signals on a plurality of scanning lines; and a focusing degree control means for controlling the focusing degree of the received signals based on the calculated correlation amount ; With
The calculation means is configured to calculate a correlation amount for each of the plurality of parameter values based on the reception signals on the plurality of scanning lines obtained for each of the plurality of parameter values that govern the degree of convergence of the reception signal. An ultrasonic diagnostic apparatus. The focusing degree control means has delay time optimization means for optimizing delay times given to the plurality of echo signals based on a parameter value that minimizes the correlation quantity among the correlation quantities for the plurality of parameter values. It claims 1 Symbol placement of the ultrasonic diagnostic apparatus. The focusing degree control means includes focusing position optimization means for optimizing a focusing position at which the received signal is acquired based on a parameter value that minimizes the correlation quantity among the correlation quantities for the plurality of parameter values. It has claims 1 Symbol placement of the ultrasonic diagnostic apparatus. The parameter values ultrasonic diagnostic apparatus請Motomeko 2 or 3, wherein the sound velocity in the living body. Wherein the plurality of received signals on the scan line, the ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1, wherein a signal on the scan line which fall within the scope on the cross section expected correlation with each other. The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 5, wherein the reception signals on the plurality of scanning lines are reception signals on adjacent scanning lines. Based on the received signal, a tomographic image generating means for generating an ultrasonic tomographic image of the cross section, a display means for displaying the ultrasonic tomographic image on a monitor, and a desired on the ultrasonic tomographic image displayed on the monitor A designation means for designating the area,
The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1, wherein the calculation unit is a unit that calculates a correlation amount between the reception signals based on reception signals on a plurality of scanning lines in the designated region. The scanning means includes means for repeatedly scanning the ultrasonic signal with respect to the same scanning line a plurality of times,
The calculation means calculates a correlation amount for each of the plurality of repeated scans based on reception signals on the plurality of scan lines obtained for each of the plurality of repeated scans, and calculates the calculated correlation for each of the plurality of repeated scans. A means of averaging the quantities,
The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1, wherein the focusing degree control means is a means for controlling the focusing degree of the received signal based on the averaged correlation amount. The calculation means is a means for calculating a correlation amount for each different part based on a received signal on a scanning line of a different part on the cross section, and averaging the calculated correlation amounts for each of a plurality of repeated scans,
The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1, wherein the focusing degree control means is a means for controlling the focusing degree of the received signal based on the averaged correlation amount.   The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1, further comprising a scanning angle control unit that controls a scanning angle of the ultrasonic signal based on a correlation amount obtained by the calculation unit. Scanning means for scanning the ultrasonic signal with a deflection angle on a cross section in the subject, and a received signal focused by giving a delay time to a plurality of ultrasonic echo signals obtained according to the scanning. In an ultrasonic diagnostic apparatus comprising a generating means for generating,
A computing means for computing an amount indicating the correlation between the received signals based on the received signals on a plurality of scanning lines;
Deflection angle control means for controlling the deflection angle of the ultrasonic signal based on the calculated correlation amount ;
Focusing position control means for controlling the focusing position from which the received signal is acquired;
The computing means is means for computing a correlation amount for each of the plurality of parameter values based on reception signals on the plurality of scanning lines obtained for each of a plurality of parameter values governing the deflection angle of the ultrasonic signal . ,
The ultrasonic diagnostic apparatus, wherein the deflection angle control means is means for controlling the deflection angle based on a parameter value that minimizes the correlation amount among the correlation amounts for the plurality of parameter values. 12. The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 11 , wherein the deflection angle control means controls the deflection angle by giving a delay time for the deflection angle to the ultrasonic signal based on the correlation amount. A tomographic image generating unit configured to generate an ultrasonic tomographic image of the cross section based on the received signal; and a display unit configured to display the ultrasonic tomographic image on a monitor, wherein the display unit performs the ultrasonic signal scanning. And a write / read control unit that scan-converts the received signal written in the memory and reads it as an image signal, and the deflection angle control unit minimizes the correlation amount. Means for obtaining deflection angle data corresponding to the parameter value based on the parameter value, and address correction for correcting the write address of the received signal to the memory by the write / read control means according to the obtained deflection angle data The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 11, further comprising means. A step of generating a focused reception signal by giving a delay time to a plurality of ultrasonic echo signals obtained by scanning an ultrasonic signal for each scanning line on a cross section in the subject, and the generated reception signal A step of calculating an amount indicating a correlation between the plurality of echo signals based on the received signals on the plurality of scanning lines, and a delay time given to the plurality of echo signals based on the calculated correlation amount in order to control the degree of convergence Optimizing steps ,
The calculation step is a step of calculating a correlation amount for each of the plurality of parameter values based on the reception signals on the plurality of scanning lines obtained for each of a plurality of parameter values that govern the degree of convergence of the reception signal.
The delay time optimizing step is a step of optimizing a delay time given to the plurality of echo signals based on a parameter value that minimizes the correlation amount among the correlation amounts for the plurality of parameter values. The delay time optimization method.

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