JPH09224938A - Ultrasonic diagnostic device and method for optimizing delay time - Google Patents

Ultrasonic diagnostic device and method for optimizing delay time

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JPH09224938A
JPH09224938A JP3689696A JP3689696A JPH09224938A JP H09224938 A JPH09224938 A JP H09224938A JP 3689696 A JP3689696 A JP 3689696A JP 3689696 A JP3689696 A JP 3689696A JP H09224938 A JPH09224938 A JP H09224938A
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JP3689696A
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Inventor
Kinya Takamizawa
欣也 高見沢
Original Assignee
Toshiba Corp
株式会社東芝
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Abstract

PROBLEM TO BE SOLVED: To enhance the quality of an ultrasonic tomogram through the effect of dynamic focusing method. SOLUTION: This ultrasonic diagnostic device has an oscillator 60, a pulser 61, a transmission delay circuit 62, a transmission rate signal generator 63, and a delay time control circuit 64, which scan ultrasonic signals for each scanning line on a cross section within an examinee, and an oscillator 60, a preamplifier 65, a reception delay circuit 66, and an adder 70, which produce focused input signals by imparting a delay time to a plurality of ultrasonic echo signals obtained as scans are provided. The device also includes an A/D converter 82, a buffer memory 83, and a correlation processing circuit 84, which calculate an amount showing the correlation among the input signals for each parameter, based on the input signals on a plurality of scanning lines, the signals being obtained at each of in vivo speed sound values that dominate the degree of focusing of the input signals, and an optimum sound speed value detecting circuit 85 and a delay time control circuit 64 which optimize the delay time imparted to the echo signals according to the in-vivo sound speed value at which the amount of correlation for each of the in-vivo sound speed values is at a minimum.

Description

【発明の詳細な説明】 DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION

【0001】 [0001]

【発明の属する技術分野】本発明は、超音波信号を用いて体内の断層像を表示する、いわゆる超音波診断装置及び超音波信号に与える遅延時間を最適化する遅延時間最適化方法に係わり、特に、生体内の音速値の不確定さによって生ずる超音波ビームパターン劣化を自動的に補正し、高分解能化を図った超音波診断装置及び遅延時間最適化方法に関する。 The present invention relates to displays a tomographic image of the body using an ultrasonic signal, relates to the delay time optimization method for optimizing the delay time given to the so-called ultrasonic diagnostic apparatus and an ultrasonic signal, in particular, automatically corrects the ultrasonic beam pattern deterioration caused by uncertainty of sound velocity in a living body, an ultrasonic diagnostic apparatus and the delay time optimized method which attained high resolution.

【0002】 [0002]

【従来の技術】超音波信号(超音波ビーム、超音波パルスともいう)を被検体の体内に放射し、当該被検体内の各組織からの反射波により生体情報を得る超音波診断法は、超音波断層法と超音波ドップラ法の2つの技術開発により近年急速な進歩を遂げている。 An ultrasonic signal (ultrasonic beam, also referred to as ultrasonic pulse) radiated to the body of a subject, an ultrasonic diagnostic method of obtaining biological information by the reflected waves from the tissue of the inside of the subject is in recent years it has made rapid progress by the two technical development of ultrasonic tomography and ultrasound Doppler method. 今日最も普及している電子走査型の装置は、配列型(アレイ型)の超音波トランスデューサ(超音波振動子)を用い、これを電子的に高速度に制御し走査することによって、リアルタイム表示を可能とした。 Most widespread electronic scanning devices today, using an ultrasonic transducer array type (array type) (ultrasonic transducer), by electronically controlled high speed scanning this, the real-time display possible and the.

【0003】例えばセクタ電子走査型超音波診断装置の従来例をブロック図を用いて図19に示す。 For example a conventional example of a sector electronic scanning ultrasonic diagnostic apparatus with reference to a block diagram shown in FIG. 19. 超音波プローブにおいて配列されている振動子の素子数をMとする(振動子4(1)〜4(M))。 The number of elements of the oscillator are arranged in the ultrasonic probe and M (vibrator 4 (1) ~4 (M)). 超音波パルスを生体内(あるいは媒質内)へ送信する場合には、まず送信レート信号発生器1から、超音波パルスの繰り返し周波数を決定するレートパルスが出力される。 When transmitting an ultrasonic pulse in vivo into (or the medium), first from the transmission rate signal generator 1, the rate pulse to determine the repetition frequency of the ultrasonic pulse is output. このレートパルスは、Mチャンネルから構成される送信用遅延回路2 The rate pulses, for transmission composed of M channel delay circuit 2
(1)〜2(M)に送られ、送信時の超音波ビームの収束距離(F 0 )を決定する遅延時間τ fと、所定方向(θ 0 )に超音波ビームを偏向するための遅延時間τ s (1) to 2 it is sent to (M), the delay for deflecting the delay time tau f for determining the convergence distance of the ultrasonic beam at the time of transmission (F 0), an ultrasonic beam in a predetermined direction (theta 0) time τ s
とが与えられてMチャンネルの振動子駆動回路(パルサ)3(1)〜3(M)に供給される。 DOO is supplied given to the vibrator driver of M channels (pulser) 3 (1) ~3 (M).

【0004】すなわち、m番目の遅延回路2(m)において設定される遅延時間τ(m)は、τ f (m)+τ s [0004] That is, the delay time set in the m-th delay circuit 2 (m) τ (m) is, τ f (m) + τ s
(m)であり、τ f及びτ sは次のように設定される(τ f (m)については図3参照)。 A (m), the tau f and tau s (see Figure 3 for τ f (m)) is set as follows.

【0005】 [0005]

【数1】 [Number 1] ただし、dは、振動子配列間隔、Vは生体内音速、F 0 However, d is the transducer array spacing, V is the in vivo sound velocity, F 0
は焦点距離、θ 0は偏向角(セクタ角)である。 The focal length, theta 0 is the deflection angle (sector angle). なお、 It should be noted that,
τ f (m)については、図20参照。 For τ f (m), see Figure 20.

【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。 [0006] In the pulser 3 (1) ~3 (M), the drive pulse for driving the ultrasonic vibrator 4 (1) ~4 (M) for generating ultrasonic waves is generated, the drive pulse transmission timing is determined by the output of the transmitting delay circuit 2 (1) ~2 (M). このパルサ(駆動回路)3 The pulsar (drive circuit) 3
(1)〜3(M)の出力は、超音波振動子4(1)〜4 (1) Output of to 3 (M) includes an ultrasonic transducer 4 (1) to 4
(M)に供給され、当該超音波振動子4(1)〜4 Is supplied to the (M), the ultrasonic vibrator 4 (1) to 4
(M)を駆動し、超音波を発生する。 (M) drives, to generate ultrasonic waves.

【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、 [0007] generated from the ultrasonic vibrator 4 (1) ~4 (M), a portion of the emitted ultrasound into a living body, reflected by the acoustic scatterers interface or biological tissue organs in vivo It is,
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。 It is received by the ultrasonic transducer 4 (1) ~4 (M) again, and is converted into an electric signal. 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) The received signal is determined after being amplified through a preamplifier 5 (1) ~5 (M), when transmitting the same manner, the deflection angle of the delay time and the ultrasonic beam for determining the convergence distance of the receiving time of the ultrasonic beam receiving delay circuit 6 of the M channels to provide a delay time for (1)
〜6(M)を経て加算器7に送られる。 Sent to the adder 7 via a to 6 (M). 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。 The output signal of the receiving delay circuit 6 of the M channels the adder 7 is additively synthesized. 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/ Then, the output signal of the adder 7, the logarithmic amplifier 8, logarithmic compression, is detected by envelope detection circuit 9, 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。 After being D converted by the A / D converter 10, it is temporarily stored in the image memory 11 by the write and read controller (not shown).

【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 [0008] The stored signal to the image memory 11 is read by the television format is sent to the TV monitor 13 by the write and read controller, the monitor 13
にて超音波断層像として表示される。 At is displayed as an ultrasonic tomographic image.

【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。 On the other hand, the output of the adder 7 is fed to two orthogonal phase detection circuit. 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。 That is, the output of the adder 7 is first sent to the mixer 14-1 and 14-2. 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。 Also, from the reference signal generator 20 (typically a frequency substantially equal is used in the ultrasonic frequency f0) predetermined frequency continuous wave having a (reference signal) is outputted. 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。 The output of the reference signal generator 20 is branched, one of the phase at the phase shifter 15 is input to the mixer circuit 14-1 SHIFT 90 degrees, the other is directly input to the mixer circuit 14-2 that. 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。 The output of the mixer circuit 14-1 and 14-2 is sent to a low-pass filter 16-1, 16-2, only the frequency component of the frequency component is removed difference sum by the low-pass filter 16-1 and 16-2 There are extracted. 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。 Signal having a frequency of the difference is stored in a temporarily memory circuit is converted into a digital signal by the A / D converter 17-1 and 17-2.

【0010】一方、ドップラ信号を算出するためには、 [0010] On the other hand, in order to calculate the Doppler signal,
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。 The same site was continuously scanned, it is necessary to use a plurality of signals at that time. 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。 The multiple signals obtained by multiple scans temporarily stores in the memory (not shown), frequency analysis of the Doppler signal is performed by the FFT circuit 18 when a predetermined number of data are ready, the Doppler frequency ( flow rate) can be obtained. FFT回路18で求められた流速は、演算器1 Flow rate obtained by the FFT circuit 18, the arithmetic unit 1
9に送られる。 It is sent to the 9.

【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。 [0011] Ultrasonic blood flow imaging method (ultrasonic Doppler method) physical quantity to be displayed in a center of the spectrum (i.e., the average value of the velocity) and the dispersion value of the spectrum (i.e., the state of the flow velocity of the disturbance). これらの計算は演算器19にて実施される。 These calculations are performed by the arithmetic unit 19. 演算器19にて算出された値は、 Value calculated in the calculator 19,
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。 Is temporarily stored in the image memory 11 is displayed on the television monitor 13. 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。 The output of the arithmetic unit 19, where if it is common to be displayed by the color in on the tomographic image.

【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。 [0012] As described above, in the conventional ultrasonic diagnostic apparatus, a method for focusing an ultrasonic beam in at least one of transmission and reception in order to increase the lateral resolution is employed. 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。 In particular, the electronic scanning of the array type transducer, the electron focusing method according to the delay time control of the transmission and reception signals is generally used. 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。 As a control circuit for controlling the delay time, the ultrasonic diagnostic apparatus includes a delay control circuit 21. 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。 This delay control circuit 21 controls the delay time given to the reception signal as supra formula (1).

【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。 [0013] However, problems of electron focusing method for focusing an ultrasonic beam, the beam at the location (depth) away from the focal point is diffused, is that the resolution is lowered. 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。 As a method for solving this problem, the dynamic focusing method is used conventionally. 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。 Dynamic focusing method, during the reception, a method of performing delay control such as focusing point moves continuously depth over time, the reflected signal is always obtained from the reception area where the ultrasonic beam is focused .
図21にてその原理を説明する。 In Figure 21 illustrating the principle.

【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 / [0014] the extent that the reflected signal is obtained from the distance from the transducer 0 to r1 from 0 (i.e. time 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。 Range up to V), the reception delay time as the focal length is f1 is set. 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f Next, (range up 2r2 / V i.e. from the time 2r1 / V) in the range where the reflected signal is obtained from the distance from the transducers r1 to r2, the focal distance f
2 になるように受信遅延時間は設定される。 Reception delay time so that 2 is set. 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。 Furthermore, when the distance from the transducer is reflected signals from the range of more than r2 is obtained (i.e. the range of more time 2r2 / V), the reception delay time as the focal length becomes f3 is set. ただし、0≦f1≦r1 ,r1 ≦f2 ≦r2 ,r2 ≦f3 However, 0 ≦ f1 ≦ r1, r1 ≦ f2 ≦ r2, r2 ≦ f3
である。 It is.

【0015】 [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、 [SUMMARY OF THE INVENTION] In the description of the dynamic focusing method described above, although the focal point at the time of the dynamic focusing is described the case where changes in three stages of f1 f3,
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。 In recent devices, partly because of the realization such digitization of reception delay circuit, setting successive focal point in pixels in the image memory it has become possible.

【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/ [0016] When the continuously set the focal point by using a dynamic focusing method, becomes to set the reception delay time using the above-described (1), as shown in Part (1), delayed vivo sound velocity value V within a time determined parameters can vary from organ is conventionally known, for example in muscle fat for the "V = 1560m / sec" is "V = 1480 m /
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。 There are reports that sec ", and there is considerable difference in between the subject.

【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。 [0017] Thus for in vivo sound velocity is an amount not be defined universally in practice, also can not be determined focal point, it has been a hindrance in performing dynamic focusing method .

【0018】すなわち、与えられた遅延時間τ f (m) [0018] In other words, a given delay time τ f (m)
に対して常にF 0 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10 Always because it is F 0 V = constant, when there is about 5% difference in sound velocity as described above fat-muscle against, the focal point 10
0mm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。 Movement of the focal point in 0mm is the amount of 5mm, and the not negligible. 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。 Therefore, in such a case, not necessarily capture the reception from the focusing point, it is difficult to say that to display it, resulting image degradation had occurred.

【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。 Further, for when the actual sound speed value with the set sound velocity value of the device are equal, as shown in FIG. 22 (B), the reflected signal of the distance from the transducer 0 to r1 is obtained range ( That range from time zero to 2r1 / V), the actual focal length f1 'is determined so as to be approximately the midpoint of the 0-r1. 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2r In the range where the reflected signal is obtained in a similar manner distance from r1 to r2 (i.e. 2r from the time 2r1 / V
2 /Vまでの範囲)、実際の焦点距離f2'はr1 −r2 Range up to 2 / V), the actual focal length f2 'is 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。 A substantially middle point, also, if the distance r2 more ranges the reflected signal is obtained (i.e. the range of more time 2r2 / V), the actual focal length f3 'is determined to be later r3.

【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 [0020] In contrast, if for example, the actual in vivo sound velocity greater than the set sound velocity in the apparatus, FIG. 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 (A), the actual focal point F1'~f3 'is set focal point f1-f3 (typically f1 = r1 / 2, f2 = (r1
+r2 )/2,f3 >r3 )に対してf1'<f1 ,f2' + R2) / 2, f3> r3) to the 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。 <F2, f3 '<f3 becomes, especially if a large difference between the respective sound speed value f2' also occur if such as <r1, the effect of the dynamic focusing method is not alive.

【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。 [0021] The present invention has been made to solve the above problems, its object is that by constantly matching the actual focal point and the set focal point, and making the best use effect of the dynamic focusing method that further improve the image quality of the ultrasonic tomographic image and an object.

【0022】 [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。 In order to solve the above problems SUMMARY OF THE INVENTION In the present invention, for example, in the received signal of the adjacent scanning lines, for example, within the area specified by the tomographic image (arbitrary depth) It calculates the amount (correlation value) indicating the correlation between the signals. 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。 Then, so as to control the focusing degree of the received signal (the depth position of the receiving focus, etc.) on the basis of the calculated correlation amount.

【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。 [0023] That is, while sequentially changing the parameter value of, for example, in vivo sound velocity such as to govern the focusing degree of the received signal and compares the correlation amount calculated in each case. そして、 And,
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。 Configured so that the amount of correlation is looking parameter value becomes minimum (the optimum value) to optimize parameters (e.g. the degree of change in the depth position of the delay time and reception focus, etc.) determines the focusing degree on the basis of the parameter values It is.

【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。 [0024] With this configuration, diagnostic site-specific or subject-specific, etc., the parameter values ​​that the correlation amount becomes minimum between the received signal on the scan line adjacent optionally example at fixed intervals (in vivo sound velocity it is possible to set the focusing parameters (such as the degree of change in the depth position of the delay time and reception focus) on the basis of the value), reception focusing degree of the ultrasonic beam (depth position, etc.), in vivo sound velocity always constant regardless of the change and the like. 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。 Thus, for example, it is constantly collected only received signals from the focal point in the high-definition receiver dynamic focus performed in pixels, based on their received signal to obtain even higher resolution, the ultrasound tomographic image of high quality be able to.

【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。 [0025] In the present invention, a plurality of times repeatedly scans the ultrasound signal by the same scan line, the repeated scanning based on the multiple received signals of a plurality of scan lines obtained for each scanned repeatedly in calculating a correlation amount of each. そして、 And,
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。 By averaging the correlation amount of the computed repeatedly each scan, can be determined less accurately correlate the amount of error.

【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。 Furthermore, in the present invention, by based on the different sites reception signal of the scanning line of the upper section calculates a correlation amount of each the different sites, for averaging the amount of correlation computed repeatedly each scan, it is possible to obtain the less accurate correlation amount of error.

【0027】一方、上述した問題点を解決するために、 [0027] On the other hand, in order to solve the problems described above,
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。 In the present invention, for example in the case of deflecting an ultrasonic signal for sector scan such scans, of the received signal of the adjacent scanning lines, for example, between the signals of the area specified by the tomographic image (arbitrary depth) It calculates the amount (correlation value) indicating the correlation. 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。 Then, so as to control the deflection angle of the ultrasonic signal on the basis of the calculated correlation amount.

【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。 [0028] That is, while sequentially changing the parameter values, such as dominant for example in vivo sound velocity deflection angle of the ultrasonic signal, comparing the correlation amount calculated in each case. そして、 And,
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。 Parameter value amount correlation is minimized looking for (optimum), the degree of change in the parameter determining the deflection angle based on the value parameter (e.g., delay time) and parameters for determining the reception focus depth position (the depth position so as to control the etc.).

【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。 [0029] With this configuration, for example, when to perform sector scanning, diagnostic site-specific or subject-specific, etc., the minimum amount of correlation between the received signal on the scan line adjacent optionally, for example, every fixed period it is possible to set the parameters (such as the degree of change in the delay time and the depth position) on the basis of the composed parameter value (in vivo sound velocity), the deflection angle of the ultrasonic beam is related to the changes in vivo sound velocity without always constant, also possible to optimize the reception focus depth position.
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。 Therefore, it is possible to obtain high resolution, the ultrasonic tomographic image of high quality.

【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。 Furthermore, as a deflection angle control unit can also control the writing of the ultrasound scan signals to the memory for scan conversion. 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。 That is, seeking deflection angle data corresponding to the parameter value based on the parameter value correlation amount is minimized by changing the write address of the received signals to the memory in accordance with the deflection angle data, in vivo sound velocity it is possible to correct the error of the deflection angle due to the change in value.

【0031】 [0031]

【発明の実施の形態】最初に本発明の共通の概念を図1 The common concept of the present invention in PREFERRED EMBODIMENT First FIG
乃至図4を用いて説明する。 To be described with reference to FIG. 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5 Note that FIG. 1 and FIG. 2 is a schematic diagram showing an ultrasonic transmitting and receiving portion of the ultrasonic diagnostic apparatus to perform sector electronic scanning (partially sectional view), a transmitter 50, receiver 51, display 52, a delay circuit 53 ... 53, the vibrator 5
4…54、遅延時間制御回路55がそれぞれ示されている。 4 ... 54, the delay time control circuit 55 are shown.

【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、 [0032] Now, in the ultrasonic diagnostic apparatus to perform sector electronic scanning, the ultrasonic beam transmitted and received direction (scanning direction,
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) Scan angle also referred to) is theta and theta + [Delta] [theta] received signals substantially obtained in the adjacent scanning (each e1 (t), of e2 (t) to be), if the beam width in the vicinity of "A" the focal point is wide ( If focusing is not performed as scheduled; Figure 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。 And (B) refer), if the "B" the beam width is narrow; for (if focusing is performed more accurately FIG. 2 (A) and (B) refer), describe the relationship of the correlation function with the beam width .

【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。 [0033] Generally the spacing of the scanning lines adjacent to the ultrasonic beam width (scanning interval; [Delta] [theta] in this case) is set to be small. このため、隣接する2つの超音波ビームBa Therefore, two adjacent ultrasonic beams 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。 , Bb has a common part of the area, as shown in FIG. 1, this intersection is larger for the beam width is wide insufficient focusing. 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) That is, the beam width is wide (large divergence state of the beam, the beam divergence of the side lobe level is high) as, in the reception signal obtained by each scan, contains common many information from the same scatterers because it is, the correlation strength between each of the received signal (correlation coefficient)
はより大きくなる。 It is greater.

【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。 [0034] On the contrary, as if the focusing is completely carried out, as shown in FIG. 2, the intersection of adjacent ultrasonic beam Ba ', Bb' becomes narrower, obtained by each scan the correlation coefficient between the signals is reduced. 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。 That is, the beam width correlation strength C (0) will be as qualitatively shown in Fig.

【0035】なお、θ方向の受信信号e1(t)とθ+Δθ [0035] The reception signal of the theta direction e1 and (t) 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)。 The correlation coefficient of the received signal from the direction e2 (t) (the both waveforms FIGS. 4 (a) and 4 (b) refer) C (0) is expressed by the following equation (see FIG. 4 (c)).

【0036】 [0036]

【数2】 [Number 2] ここで、e2(t) *はe2(t)の複素共役関数である。 Here, e2 (t) * is the complex conjugate function of e2 (t).

【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。 [0037] That is, by controlling the correlation coefficients of the two or more ultrasound beams adjacent C (0), it can be seen which is capable of controlling the beam width in the vicinity of the focal point.

【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。 The present invention utilizes the above-mentioned properties, for example, a delay time to obtain the focal point in the dynamic focusing controls so that the beam width of the focal point is minimized, the error of the focal point described above It is configured to reduce.

【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。 Next, a first embodiment for explaining an outline of the processing procedure of the autofocus methods based on correlation plainly in Fig.

【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。 [0040] The ultrasonic diagnostic apparatus is, for example, a diagnostic device to perform sector scanning, electrical lined the M transducers in a straight line - array ultrasonic transducer 60 (1) is an acoustic transducer 60 ( It has an M). 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)〜 This array type vibrator 60, the and each transducer 60 (1) 60 transmission system for radiating ultrasonic signals by driving the (M) for example in vivo, is reflected from the living body, the vibration child 60 (1) to
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。 A receiving system for processing the received echo signals are connected respectively by 60 (M).

【0041】送信系は、各配列型振動子60(1)〜6 The transmission system, each array type vibrator 60 (1) 6
0(M)をそれぞれ駆動させる駆動パルスを出力するM 0 M for outputting a drive pulse that the (M) is driven respectively
チャンネルのパルサ(振動子駆動回路)61(1)〜6 Channel pulser (vibrator driver) 61 (1) 6
1(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)〜 1 (M), connected to each pulser 61 (1) to 61 (M), the transmission delay circuit 62 (1) to the delay control the driving pulse output timing of the pulsar 61 (1) to 61 (M) ~
62(M)と、各送信遅延回路62(1)〜62(M) 62 (M), each transmission delay circuits 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。 It includes a transmission rate signal generator 63 sends a rate pulse for delay control, a delay time control circuit 64 for individually controlling the delay time that each transmission delay circuits 62 (1) ~62 (M) has on.

【0042】送信遅延回路62(1)〜62(M)は、 The transmission delay circuit 62 (1) ~62 (M) is,
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 To rate pulses sent from the transmission rate signal generator 63, a delay time for determining focusing distance of the ultrasonic beam at the time of transmission which is controlled by the delay time control circuit 64 (F0) tau
fと、所定方向(θ 0 )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 f and a given direction (theta 0) the delay time for deflecting the ultrasound beam tau s and the pulser 61 gives (1) to 61
(M)に出力し、当該パルサ61(1)〜61(M) Output to (M), the pulser 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。 Are each driven individually in accordance with the sent rate pulses, so as to drive each transducer 60 (1) ~60 (M).

【0043】すなわち、m(m<M)番目の遅延回路6 [0043] In other words, m (m <M) th of the delay circuit 6
2(m)において設定される遅延時間τ(m)は、τ f Second delay time which is set in the (m) τ (m) is, tau f
(m)+τ s (m)であり、τ f (m)及びτ s (m) (M) a + τ s (m), τ f (m) and tau s (m)
は次のように設定される(τ f (m)については図20 Figure for are set as follows (τ f (m) 20
参照)。 reference).

【0044】 [0044]

【数3】 [Number 3] ただし、dは、振動子配列間隔、Vは生体内音速、F 0 However, d is the transducer array spacing, V is the in vivo sound velocity, F 0
は焦点距離、θ 0は偏向角(セクタ角)である。 The focal length, theta 0 is the deflection angle (sector angle).

【0045】受信系は、各配列型振動子60(1)〜6 The reception system, each array type vibrator 60 (1) 6
0(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) 0 preamplifier 65 for amplifying respectively the converted received signal to a received electrical signal by (M) (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 When each preamplifier 65 (1) 65 to received signal amplified by the (M), different delays reception delay circuit M-channel reception for receiving process while providing time 66
(1)〜66(M)と、各受信遅延回路66(1)〜6 (1) to 66 and (M), each reception delay circuits 66 (1) 6
6(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。 The 6 (M) gives the delay time and a delay time control circuit 64 for individually controlling.

【0046】受信遅延回路66(1)〜66(M)は、 The reception delay circuit 66 (1) ~66 (M) is,
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 Under the control of the delay time control circuit 64, the time of transmission similarly, the delay time tau f for determining the focusing distance of the receiver when the ultrasonic beam
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。 And it has a delay time tau s of determining the deflection angle of the ultrasonic beam to provide the received signal. このとき、遅延時間制御回路64は、異なる深さ(焦点距離F 0 ,F 1 At this time, the delay time control circuit 64, different depths (focal length F 0, F 1,
2 ,F 3 ,…)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)。 F 2, F 3, ...) such that the received signal is focused substantially continuously generated in response to, it is also possible to vary the delay time tau f (dynamic receive focus).

【0047】また、受信系は、受信遅延回路66(1) Further, the receiving system, reception delay circuits 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 An adder 70 for adding and combining the received signals output from -66 (M), a logarithmic amplifier 71 to a received signal added synthesized by the adder 70 to logarithmic amplification (compression)
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、 When, a detection circuit 72 for generating a detection signal (A-mode signal) of the received signal logarithmically compressed envelope detection, an A / D converter 73 for converting the detection signal into a digital signal,
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 An image memory 74 for storing the digital image signal is A / D converted by the A / D converter 73, a write-read controller 75 for writing / reading control of the digital image signal to the image memory 64, image memory a digital image signal read from 74 and D / a converter 76 for converting an analog image signal, 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。 The analog image signal converted by the transducer 76 and a TV monitor 77 for displaying the ultrasonic tomographic image.

【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。 Meanwhile, an ultrasonic diagnostic apparatus includes a unit for controlling according to at least one of the transmission delay time and the reception delay time correlation strength between adjacent received signal. 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 That is, the delay time control unit includes a delay time control circuit 64 described above, is connected to the branch output of the adder 70, a gate circuit 80 for sampling a part of the received signal, the sampling area of ​​the gate circuit 80 monitor panel of the diagnostic device has the possible trackball or joy stick on 77 choice installed been designated 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。 When an A / D converter 82 connected to the output side of the gate circuit 80, a buffer memory 83 which is connected to the branch output from the A / D converter 82, the respective buffer memories 83 and 83 It has a correlation processing circuit 84 connected to the read side, and an optimum sound speed value detecting circuit 85 connected to the output side of the correlation circuit 84. 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。 Correlation processing circuit 84, and a memory for storing an operation circuit for obtaining a correlation coefficient and correlation operation signals output from the buffer memory 83, the correlation data calculated in the calculation circuit. 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。 Optimum sound speed value detecting circuit 85, and obtains the set sound velocity value corresponding to the minimum of the correlation coefficient and the correlation coefficient from among a plurality of correlation coefficients stored in the memory of the correlation processing circuit 84. 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。 The output side of the optimum sound speed value detection circuit 85 is connected to the delay time control circuit 64.

【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。 Next, the overall operation of the ultrasonic diagnostic apparatus of the present embodiment will be described focusing on processing operation of the autofocus in particular due to the delay time control in accordance with the correlation strength between adjacent received signal.

【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。 [0050] In case of transmitting ultrasonic pulses into a living body, the rate pulse output from the transmission rate signal generator 63 is sent to the transmission delay circuit 62 (1) ~62 (M). そして、レートパルスは、送信遅延回路62 The rate pulses, the transmission delay circuit 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 (1) In through 62 (M), calculated by the delay time control circuit 64 based on the sound velocity V x1 as previously set provisional value (e.g. 1530 m / sec), determined delay time tau 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。 And supplied delay time tau s is given to the vibrator driving circuit of M channels (pulser) 61 (1) ~61 (M ).

【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。 [0051] Each pulser 61 (1) to 61 (M), the transmission delay circuit 62 (1) -62 each ultrasonic drive pulse by the transmission timing determined according to the output of the (M) oscillators 60 (1 ) was fed to the to 60 (M), as a result, each of the ultrasonic transducers 60 (1) ~60 (M) is driven and an ultrasonic beam is radiated into the living body.

【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 [0052] Some of the ultrasonic beam emitted into the body is reflected by the acoustic scatterers organ boundary surface or body tissue in the living body, the ultrasonic transducer 60 (1) again to 60
(M)によって受信され、電気信号に変換される。 (M) is received by and converted into an electrical signal. 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)。 The received signal is amplified through a preamplifier 65 (1) ~65 (M) , the time of transmission similarly, the delay time tau f and delay time tau s at the time of reception determined based on the set sound velocity value VX1 is It is given by the reception delay circuit 66 (1) ~66 (M) to be sent to the adder 70 (FIG. 6, step 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。 [0053] The output of the adder 70, logarithmic compression through logarithmic amplifier 71, the detection circuit 72, is detected, the image memory under the control of the write and read controller 75 as a digital image signal through the A / D converter 73 It is stored in the 74. 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。 Then, read the TV format by the write-read controller 75, sent to the monitor 77 through the D / A converter 76 and displayed as an ultrasonic tomographic image.

【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。 [0054] Subsequently, on the ultrasonic tomographic image obtained based on the tentative delay Vx1 (see FIG. 7), the depth and area of ​​interest is approximate measurement (hereinafter, referred to as the measurement region) is set. 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)。 In this case, it is possible to set the measurement area by designator 81, such as a track ball or joystick (step 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。 [0055] Among the output of the adder 70, a portion of the echo signal from the measuring region is extracted to the gate circuit 80.
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。 In the present embodiment, as shown in FIG. 7, two adjacent scanning (scanning direction (scanning angle) theta and theta + [Delta] [theta] ([Delta] [theta] scan interval)), for example, near the center of the measurement region of the echo signal obtained by the It said portion of the depth and area of ​​interest) of is sent is extracted by the gate circuit 80 (sampling) to the a / D converter 82. 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)。 Note that the scanning direction (scanning angle) refers to the deflection angle from the direction perpendicular to the array direction of the transducers 60 of the scanning lines (see FIG. 7).

【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)。 [0056] A / D converter 82 by the A / D converted received signal e1 (t) and the received signal e2 (t) in the scanning direction theta + [Delta] [theta] in the scanning direction theta is stored in the buffer memory 83 and 83, respectively ( step 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)。 [0057] Then, the received signal stored in the buffer memory 83, 83 e1 (t) and e2 (t) are input to the arithmetic circuit in the correlation processing circuit 84, the above equation (2) at its arithmetic circuit It is calculated based execution, the correlation coefficient C (0) is calculated (step 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) Set sound velocity values for the received signal (provisional value) V x1 and calculated correlation coefficients 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)。 It is temporarily stored in a memory of the correlation processing circuit 84 (step 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。 Next, with respect to the set sound velocity value V x1 new set sound velocity V x2 obtained by a predetermined amount increases (or decreases) with respect to, the delay time control circuit 64 based on the above (3), delayed time is calculated. 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。 Then, given the received signal delay time calculated as in the first set sound velocity values V x1 described above can in each reception delay circuits 66 (1) ~66 (M) ( step S6), and below, the first processing similar to that of the set sound velocity values V x1 (step S3~ step S5) is performed.

【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 [0059] That is, two adjacent scan of the echo signal from the designated area and approximately the same area (the scanning direction (θ), (θ + Δθ)) received signal obtained by 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。 (T) 'and e2 (t)', after being stored in the buffer memory 83, the correlation coefficient C2 (0) is calculated is inputted to the arithmetic circuit of the correlation processing circuit 84. 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。 The settings for the received signal sound speed value V x2 correlation coefficient was calculated to C2 (0), similar to the first set sound velocity values V x1 and correlation coefficient C1 (0), is stored in the memory.

【0060】この様に、設定音速値V x1 、V x2 、…、V [0060] In this way, the set sound velocity value 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。 By the processing described above by sequentially changed in a predetermined range xn (Step S3~ step S5) is performed, the sound speed value V x1, V x2, ..., correlation coefficients C1 corresponding to V xn (0 ), C2 (0), ..., Cn (0) is calculated by the arithmetic circuit in the correlation processing circuit 84 and stored in the memory.

【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)、…、 [0061] Then, the optimum set sound velocity detection circuit 85, the correlation coefficients stored in the memory 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)。 Cn (0) the smallest correlation coefficient Cmin (0) and the optimum set sound velocity value V xs corresponding to the minimum correlation coefficient Cmin (0) is determined in (Step S7; see FIG. 8).

【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 [0062] the obtained optimum set sound velocity value V optimum focusing delay time by the delay time control circuit 64 based on the xs tau fr
が求められ、最終的な最適遅延時間τ(=τ fr +τ s Is determined, the final optimum delay time 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 There is set, the optimum delay time, reception delay circuits 66
(1)〜66Mにて、新しい受信信号に与えられる(ステップS8)。 (1) at ~66M, given the new received signal (step 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。 As a result, based on the optimal delay time, to optimize the focusing delay time in the depth direction the entire region can be performed optimally displaying the received focused ultrasound image without depending on the sound velocity can.

【0063】以上述べたように、本実施形態によれば、 [0063] As described above, according to this embodiment,
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。 Also the sound velocity in a living body is changed, can always correlation coefficient of the received signal to set the optimum sound speed value to be minimized, it is possible to determine the focusing delay time of the received signal on the basis of the optimum sound speed value Therefore, it is possible to always focus the ultrasound beam to a predetermined focal irrespective of the change in the sound velocity in a living body. この結果、超音波断層像の画質、分解能が向上する。 As a result, the image quality of the ultrasonic tomographic image, the resolution is improved.

【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。 [0064] Particularly, in the case of using a high-resolution dynamic focusing method of controlling the continuously (especially in pixels) delay time in response to different depths, each focusing point regardless vivo sound velocity data to match the acquisition site, it is possible to obtain very ultrasonic tomographic image of high resolution quality.

【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、 [0065] In the embodiment described above, the description has been given of the case to provide a delay time corresponding to the optimum set sound speed value in the received signal, the present invention is not limited thereto,
送信信号にも同様な遅延時間を与えることができる。 It can provide similar delay time to transmit signals.

【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 [0066] Also, if the value in the correlation coefficient calculation only once in each set sound velocity is unstable, step 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。 After processing, the processing of step S3~ step S5 in the same measurement region is performed repeatedly a predetermined number to calculate the correlation coefficients of a predetermined number (FIG. 9; step S10), and when the correlation coefficient of a predetermined number is calculated process obtains an addition mean of the calculated correlation coefficients of a predetermined number in the step S11, step S6 may be carried out the following processing.

【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 [0067] Further, instead of calculating a plurality of correlation coefficients in the same measurement region, when the correlation coefficient in a certain measurement region, to multiple sites sequentially moves the measurement region, the measurement region of the site step S3~ step 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、 Performed in processing each calculates a correlation coefficient of the plurality of sites (step S15), and when the correlation coefficient of the plurality of sites have been calculated for all the plurality of portions of the phase calculated in the processing in step S16 seeking the average value of the correlation coefficient,
ステップS6以下の処理を行なうこともできる。 Step S6 can be performed the following process.

【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。 [0068] Thus, by adding the average correlation coefficient obtained from each of the same measurement area or more locations, it is possible to determine a more accurate correlation coefficient.

【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)。 [0069] Further, good has been set a region of interest (measurement area) that depth and measured to measure in step S2, it is previously set to the measurement area in advance a predetermined region (11, step 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。 [0070] Further, in the present embodiment, changing the delay time with changes in the set sound velocity, it has been described a method of calculating a correlation coefficient from the signal by the adjacent scanning at this time newly set delay time it may be displayed ultrasound images simultaneously. 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。 This makes it possible to monitor the manner in which the ultrasound image quality (resolution) is gradually improved.

【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。 [0071] In the first embodiment described above, by extracting only reception signals in a predetermined measurement region using the gate circuit 80 and the designator 81, the present invention is not limited thereto, for example, Figure 12 shows a modification of the first embodiment.

【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。 [0072] This variant adder sends 70 the two or more received signals adjacent output directly from the delay to the A / D converter 82 'of the time control unit, to determine the correlation strength C (0) going on.

【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。 [0073] That is, in the delay time control unit of this modification, A / D converter 82 'is connected to the branch output of the adder 70. 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。 The output side of the A / D converter 82 'is substantially same structure as the first embodiment, also, since other components are also substantially equal to the first embodiment, description thereof will be omitted.

【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8 [0074] In the present embodiment, after completion of step S1 in FIG. 6 of the first embodiment, i.e., output from the adder 70, the reflected signal (reception signal) according to two adjacent scanning e1 (t) 'and e2 (t) 'is directly A / D converter 8
2′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)。 'Is sent to, the A / D converter 82' 2 after being A / D converted by and stored in the buffer memory 83 and 83, respectively (FIG. 13; step S3A). 以下、ステップS Below, step S
4〜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Cmi 4 the process of step S8 is performed similarly throat first embodiment, the minimum of the correlation coefficient Cmin (0) and its minimum correlation coefficient Cmi
n(0)に対応する最適設定音速値V xsが求められる。 optimal set sound velocity value V xs corresponding to n (0) is calculated. 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。 Then, given the new received signal at the optimum focusing delay time tau fr and final optimal delay time tau reception delay circuits 66 (1) ~66 (M) on the basis of the optimum set sound velocity value V xs.

【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。 [0075] Also in this modified example, as in the first embodiment described above, regardless of the change in the sound velocity in a living body, it is possible to focus the ultrasound beam to a predetermined focal, the image quality of ultrasonic tomographic images , resolution is improved.

【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。 [0076] The other structure of the Second Embodiment delay time control unit for determining the optimum delay time performs correlation processing on the received signals from two adjacent directions of the present invention (specific structure) first as second embodiment shown in FIG. 14.

【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, [0077] Delay time control unit in the present embodiment, the branched output of the adder 70, a mixer 90a which is connected to each of which branch output, and 90b, the mixers 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,91 Each connected low-pass filter 91a to the output side of 90b, and 91b, the low-pass filter 91a, 91
bの出力側にそれぞれ接続されたA/D変換器92a, To the output side of the b-connected A / D converter 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 92b and the respective A / D converters 92a, a buffer memory 93 ... 93 connected two by two two to 92b, the correlation processing circuit connected to the read side of the buffer memories 93 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。 When provided with a optimum sound speed value detecting circuit 95 connected to the output side of the correlation processing circuit 94, and a delay time control circuit 64 connected to the output side of the optimum sound speed value detection circuit 95. また、遅延時間制御ユニットは、基準信号発生器96と、 The delay time control unit includes a reference signal generator 96,
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。 And a reference signal generator 96 [pi / 2 phase shifter 97 connected to one branch output, the output of the [pi / 2 phase shifter 97 is connected to one of the mixer 90a, also, the reference signal the other output of the generator 96 is connected directly to the mixer 90b. 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。 Other configurations are the same as the configuration of the first embodiment (FIG. 5), and a description thereof will be omitted.

【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。 [0078] Next, the overall operation of the ultrasonic diagnostic apparatus of the present embodiment will be described focusing on processing operation of the autofocus in particular due to the delay time control in accordance with the correlation strength between adjacent received signal. 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。 Note that the first embodiment and substantially the same operation, are omitted or simplified part of description.

【0079】最初に、走査方向θからの受信信号e1 [0079] received signals from the first scanning direction theta e1
(t)、及び走査方向θ+Δθからの受信信号e2(t)は、 (T), and the received signal e2 from the scanning direction θ + Δθ (t) is
それぞれ次式により近似的に数式化できる。 Each can be approximately formula by the following equation.

【0080】 [0080]

【数4】 [Number 4] ただし、 Y nはn番目の散乱体の超音波反射係数、 t n However, Y n ultrasonic reflection coefficient of the n-th scatterer, 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、ω Time from the n-th of the reflector until the waves come back, ω
0 (=2πf 0 )は超音波角周波数である。 0 (= 2πf 0) is an ultrasonic angular frequency. また、e1 In addition, 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。 (T) is the received signal from the scatterers from N1-th to N2 th. 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。 As other hand, e2 (t) is the received signal from the scatterers 'from th N2' N1 to th, that it contains those from the common scatterers to both of the received signal already mentioned it is.

【0081】図14において、第1実施形態と同様に、 [0081] In FIG. 14, similarly to the first embodiment,
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) After completion of step S1 in FIG. 6, that is, the output from the adder 70 (the received signal by two adjacent scanning)
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9 It is represented by e1 shown in the above equation (4) (t) and e2 (t), the received signals e1 (t) and e2 (t) are respectively the mixer 9
0a及びミキサ90bに送られる。 Sent to 0a and a mixer 90b. 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(ω 0 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。 On the other hand, one of the ultrasonic wave output from the reference signal generator 96 (square) reference signal sin having substantially the same frequency as the frequency (omega 0 t) is input directly via the one input terminal of the mixer 90b, wherein the multiplier and the adder output e1 (t) and e2 (t).

【0082】ミキサ90bからは直流成分と 2ω 0成分が出力されるが、ローパスフィルタ91bにて 2ω 0成分は除去され、下式で示される信号が得られる。 [0082] While the mixer 90b DC component and 2 [omega 0 component is output, 2 [omega 0 component in the low-pass filter 91b is removed, the signal represented by the following equation is obtained.

【0083】 [0083]

【数5】 [Number 5] ただし、[ e1(t)]i及び[ e2(t)]iは、e1(t)及びe2 However, [e1 (t)] i and [e2 (t)] i is, e1 (t) and e2
(t)の「cos 成分」(虚数成分;イマジナリーパート) "Cos component" of the (t) (the imaginary component; imaginary part)
を表す。 A representative.

【0084】一方、基準信号発生器96から出力された基準信号sin(ω 0 t)の内、他方は、π/2移相器97にて90度(π/2)位相がずれ、cos(ω 0 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。 [0084] On the other hand, of the reference signal generator 96 reference signal sin output from (ω 0 t), the other, [pi / 2 phase shifter 97 by 90 degrees (π / 2) phase shift, cos ( omega 0 t) as input via the one input terminal of the mixer 90a, is multiplied with the adder output e1 (t) and e2 (t). 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。 Further, the output from the mixer 90a, as well as the output from the mixer 90b as described above, the high-frequency component is removed by the low pass filter 91a, the signal represented by the following equation is obtained.

【0085】 [0085]

【数6】 [6] ただし、[ e1(t)]r及び[ e2(t)]rは、e1(t)及びe2 However, [e1 (t)] r and [e2 (t)] r is, e1 (t) and e2
(t)の「sin 成分」(実成分;リアルパート)を表す。 "Sin component" of the (t) (real component; real part) represents the.
すなわち、加算器70から出力された信号e1(t)及びe That is, the signal output from the adder 70 e1 (t) and e
2(t)は、ミキサ90a及び90b、ローパスフィルタ9 2 (t) includes a mixer 90a and 90b, low-pass filter 9
1a及び91b等の作用により、当該信号のcos 成分、 By the action of such 1a and 91b, cos component of the signal,
sin 成分に直交位相検波される(図15、ステップS2 It is quadrature phase detection on the sin component (15, step S2
0)。 0).

【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。 [0086] quadrature detection signal is, A / D converter 92a, is temporarily stored in the buffer memory 93 ... 93 is converted into a digital signal at 92b. 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)。 Then, the signal stored in the buffer memory 93 ... 93, the arithmetic circuit in the correlation processing circuit 94 is synthesized as a complex number as shown in the following equation (step S21).

【0087】 [0087]

【数7】 [Equation 7]

【0088】合成された複素信号E1(t) 及びE2(t) は、 [0088] Synthetic complex signal E1 (t) and E2 (t) is
演算回路により下式に従って相関処理が行なわれる。 Correlation processing is performed according to the following formula by calculating circuits.

【0089】 [0089]

【数8】 [Equation 8] ここで、E2(t) *はE2(t) の複素共役関数、すなわち、 Here, E2 (t) * is the complex conjugate function of the E2 (t), ie,

【数9】E2(t) * =[ e2(t)]r−j[e2(t)]i である(ステップS22)。 [Equation 9] E2 (t) * = a [e2 (t)] r- j [e2 (t)] i ( step 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)。 The settings for the received signal sound speed value V x1 and calculated correlation coefficients C1 (0) is temporarily stored in a memory of the correlation processing circuit 94 (step S23).

【0090】以下、第1実施形態と同様に、ステップS [0090] Hereinafter, similarly to the first embodiment, step S
6以下の処理が行なわれる。 6 following process is performed. 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。 That is, a demand correlation coefficient sequentially while changing the set sound velocity values, the optimum set sound velocity value detecting circuit 95 is the minimum of the correlation coefficient Cmin (0) and the optimum set sound velocity value V xs is determined. 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)〜 Then, the sought optimal set sound velocity value V optimum focusing delay time by the delay time control circuit 64 based on the xs tau fr and final optimal delay time tau is set, the optimum delay time tau is the reception delay circuit 66 (1) to
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。 By given to a new received signal in 66 (M), it is possible to display the ultrasonic image optimally receive focus without depending on sound velocity.

【0091】以上述べたように、本実施形態によれば、 [0091] As described above, according to this embodiment,
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。 Like the first embodiment, irrespective of the change of sound velocity in a living body, it is possible to focus the ultrasound beam to a predetermined focal, especially when using a high-resolution dynamic focusing method Nearby pixels , can be obtained very ultrasonic tomographic image with high resolution picture quality.

【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。 [0092] In particular, according to this embodiment, a received signal output from the adder mixer, and converted into a complex signal to A / D conversion from via the low-pass filter, since stored in the memory, the signal storage in the sampling and memory becomes easier than the configuration of the first embodiment of the.

【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。 [0093] In the first 1-2 embodiment, description has been made of the case of calculating supra formula (3) used for each of the set sound velocity value, a delay time to be given to transmission or reception signals of the m-th transducer, respectively but the present invention is not limited thereto, for example, a storage unit such as the delay time setting circuit, a ROM (read only memory), in advance to store the delay time data in the storage unit. 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。 Then, CPU of the delay time control circuit can also be controlled reads the delay time data stored in the storage unit provided to the transmission or reception signal.

【0094】一般に、記憶部には焦点距離F 0 (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。 [0094] In general, the delay time given to the vibrator of the M present in the storage unit with respect to the focal length F 0 (or reception time) (M number) is stored. すなわち、暫定的な生体内音速をVx1とすれば、焦点距離F 0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、 That is, if the tentative vivo sound velocity and Vx1, when focused ultrasound to the focal length F 0, m-th focusing delay time given to the transmission or reception signal of the oscillator tau f (m) is ,

【数10】 [Number 10] となる。 To become. ただし、Kは比例定数である。 However, K is a proportional constant. 記憶部(以下、 Storage unit (hereinafter,
ROM(テーブル)として説明する)にはF 0に対してτ f (m)が記憶されている。 ROM to explain as (table)) tau against F 0 f (m) is stored. ここで、集束点をF 0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F 0用にROM内に記憶されている集束用遅延時間データτ Here, the focal point as F 0, in order to increase the set sound velocity V x1 only ([Delta] V x1) is CPU of the delay time control circuit 64, focusing stored in the ROM for the focal point F 0 use delay time data τ
f (m)を、F 0 +ΔF(ΔFは焦点距離の変化度合) f a (m), F 0 + ΔF (ΔF change degree of the focal length)
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。 Used for the received signal from (Of course, eventually the delay time given is τ (= τ f + τ s )) may be read control as. ただし、ΔF=(ΔV x1 However, ΔF = (ΔV x1 /
x1 )である。 A V x1).

【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R [0095] That is, by controlling the sequentially changing the delay time according to the set sound velocity value (focusing delay time) in advance R
OM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。 It is very easy to be implemented by the change in focal length based on the change of the read address of the delay time data stored in the OM.

【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、 [0096] In addition, focusing delay time tau f and the deflection delay time tau s is not often stored with independent ROM (storage unit), respectively, combined delay time (i.e.,
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。 is often stored in the ROM as τ f + τ s), even in this case, by controlling the entire read address of the delay time tau in response to changes in tau f, to be capable of controlling the overall delay time Become.

【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、 [0097] Further, in the present embodiment, like the first embodiment, but it may be a correlation process described above only extracted and the signal of the measurement region that is using the gate circuit, also,
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。 It is also possible to perform various modifications of the described in the first embodiment (FIGS. 9-11).

【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、 [0098] (Third Embodiment) In the first and second embodiments described above, the focal point moves occur if the set sound velocity is different from the actual in vivo sound velocity for improvement of the image quality deterioration due to the movement described in the case was, but the sector scanning method,
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。 During the actual in vivo speed of sound and the set sound velocity appears as an error of sector deflection angle. すなわち、差異がΔV x1ある場合は、 In other words, if the difference is ΔV x1 is,
実際の偏向角は増大あるいは減少する。 The actual deflection angle is increased or decreased.

【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。 [0099] Ultrasonic diagnostic apparatus according to this embodiment has a means for correcting the increase or decrease of the deflection angle as described above.

【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、θ 0に対する走査角用遅延時間データτ [0100] As a correction means, the ultrasonic diagnostic apparatus of this embodiment, in the configuration shown in FIG. 14, the delay time control circuit 64 has a storage unit such as ROM table, in the storage unit, for theta 0 for scanning angle delay time data τ
s (m)が記憶されている。 s (m) is stored. セクタ偏向角θ 0と設定音速は既に示したように下式 Sector deflection angle theta 0 and set sound velocity is lower as already indicated formula

【数11】 [Number 11] のように表される。 Represented as. ただし、K′は比例定数である。 However, K 'is a proportionality constant.

【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、θ 0に対する遅延時間データτ s [0102] For example, the storage unit of the ROM table or the like of the delay time control circuit 64, the delay time for the theta 0 data tau s
(m)が記憶されている。 (M) is stored. ここで、偏向角をθ 0とし、 Here, the deflection angle and θ 0,
設定音速値V x1を(ΔV x1 )だけ大きくするためには、 In order to increase the set sound velocity V x1 only ([Delta] V x1) is
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「θ 0 +Δθ x1 」の偏向に対して用いればよい。 CPU of the delay time control circuit 64 may be used the stored scan angle delay time in the ROM for the deflection angle data tau s (m) is relative deflection of "θ 0 + Δθ x1". ただし、「Δθ x1 =−(ΔV x1 /V x1 )tan θ 0 」である。 However, "Δθ x1 = - (ΔV x1 / V x1) tan θ 0 " is.

【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。 [0102] That is, by controlling the delay time in response to sequential changes in the set sound velocity is very easy to be implemented by changing the read address of the delay time data stored in advance in the ROM. ただし、偏向角については、 However, the deflection angle,
他の方法も考えられる。 Other methods are also conceivable. 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。 General focusing delay time tau f deflecting delay time tau s is less able to stores with independent each ROM (storage unit), ROM as a combined delay time tau (i.e., τ f + τ s) it is often stored in. 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、RO In such a case, it is also possible to carry out in the display system as shown in the following correction changes angles, RO
M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。 Compared to the read control processing from M, it is easily possible to control the delay time.

【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、 [0103] That is, when a delay time tau s, if set sound velocity value is V x1 + [Delta] V x1, as described above,

【数12】 [Number 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。 To only decrease, along with the increase and decrease, it may be adjusted display range of the display monitor (display sector angle).

【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。 [0104] showing a configuration of an ultrasonic diagnostic apparatus having a delay time control means with such display system in FIG. 16. 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。 The ultrasonic diagnostic apparatus includes an image memory control circuit 100 equipped with a computer circuit for controlling the writing and reading controller 75a. この画像メモリ制御回路100 The image memory control circuit 100
は、最適設定音速値検出回路95′に接続されている。 It is connected to the optimum set sound velocity value detecting circuit 95 '.
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。 Optimal set sound velocity value detecting circuit 95 'of the present embodiment obtains an optimal set sound velocity value corresponding to the minimum of the correlation coefficient and the minimum correlation function based on the correlation coefficient data sent from the correlation processing circuit 94, further seeking optimum deflection angle data based on the optimal set sound velocity value (sector scan angle data), it adapted to deliver the optimum deflection angle data to the image memory control circuit 100. 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。 Image memory control circuit 100 on the basis of the transmitted optimum deflection angle data, and controls the write address of the image signal written in the image memory 74 and controls the writing and reading controller 75a. なお、その他の構成は、第2実施形態の図14 Other configurations are the second embodiment FIG. 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。 Since the configuration is substantially the same as that shown in, and a description thereof will be omitted.

【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 [0105] In this embodiment, when transmitting an ultrasonic pulse into the living body, first transmission rate signal generator 63
から出力されたレートパルスは、送信遅延回路62 Rate pulse output from the transmission delay circuit 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 Sent to (1) ~62 (M), given preset calculated by the delay time control circuit 64 based on the sound velocity V x1 as provisional values, determined delay time tau f and delay time tau s vibrator driving circuit of the M channel Te (pulser) 61
(1)〜61(M)に供給される。 It is supplied to the (1) ~61 (M). 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 That, m-th transmission delay circuit 62 (m) the delay time set in τ
(m)は、「τ f (m)+τ s (m)」であり、τ (M) is the "τ f (m) + τ s (m) ", τ
f (m)及びτ s (m)は、下式のように設定される。 f (m) and tau s (m) is set as following equation.

【0106】 [0106]

【数13】 [Number 13] ただし、dは、振動子配列間隔、V x1は生体内音速、F However, d is the transducer array spacing, V x1 is in vivo sound velocity, F
0は焦点距離、θ 0は偏向角(セクタ角)である。 0 is the focal length, theta 0 is the deflection angle (sector angle).

【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。 [0107] The pulser 61 (1) to 61 (M), the transmission delay circuit 62 (1) -62 ultrasonic drive pulse by the transmission timing determined according to the output of the (M) oscillators 60 (1) is supplied to to 60 (M), as a result, the ultrasonic transducer 60 (1) ~60 (M) is driven, ultrasonic waves are radiated into the living body.

【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。 [0108] Some of the ultrasonic waves emitted into the living body is reflected by the acoustic scatterers organ boundary surface or body tissue in the living body, the ultrasonic transducer 60 (1) ~60 (M) again is received and converted into an electric signal. 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7 The received signal is amplified through a preamplifier 65 (1) ~65 (M) , the time of transmission similarly, the delay time at the time of reception determined based on the set sound velocity V x1 tau f and delay time tau s adder 7 but provided by the reception delay circuit 66 (1) ~66 (M)
0に送られる。 0 is sent to.

【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)。 [0109] The output from the adder 70 (two scanning (the reflected signal obtained in the scanning direction theta and θ + Δθ)) is represented by e1 shown supra formula (4) (t) and e2 (t), these received signals e1 (t) and e2 (t) includes a mixer 90a and mixer 90b and the low-pass filter 91a, respectively, signals indicating supra expression through 91b (5) and (6) is obtained (second embodiment form 15, see step S20). 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〜 These signals, after being stored in the buffer memory 93 ... 93 as digital signals through A / D converter 92a, a 92b, a calculation circuit of the correlation processing circuit 94 are combined as a complex number indicating supra formula (7) (see FIG. 15, step S21), and the correlation process is performed according supra formula (8) by further computing circuit (15, step S22~
S23参照)。 Reference S23).

【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 [0110] Hereinafter, similarly to the first and second embodiments, the correlation coefficient is sequentially calculated while changing the set sound velocity value, a minimum correlation coefficient Cmin by the optimum set sound velocity value detecting circuit 95 '
(0)′及び最適設定音速値V xs ′が求められる(図1 (0) 'and the optimum set sound velocity value V xs' is obtained (FIG. 1
7、ステップS30)。 7, step S30).

【0111】そして、最適設定音速値検出回路95′ [0111] Then, the optimal set sound velocity value detecting circuit 95 '
は、図17に示すように、求められた最適設定音速値V As shown in FIG. 17, the obtained optimum set sound velocity value 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) 'based on, the optimum set sound velocity value V xs' xs optimum deflection angle (sector scan angle) where the data corresponding to the (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S3 Using calculated (step S31), and sends the optimum deflection angle data to the image memory control circuit 100 (step S3
2)。 2). 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。 Similarly, for the optimum focus point (data acquisition depth), determined by the supra formula (12), and sends the image memory control circuit 100.

【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) [0112] The image memory control circuit 100, sent optimum deflection angle data and the optimal data acquisition (sampling)
深さデータに基づいて書き込み・読み出し制御器75a Based on the depth data write-read controller 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)。 And it controls the controls the write address to the image memory 74 of the digital image signal sent via the A / D converter 73 (step S33). すなわち、画像メモリ7 In other words, the image memory 7
4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。 Written to 4 (store to) ultrasonic scanning signal (digital image signal), to become a write position corresponding to the optimum scan angle and data sampling depth at the optimum sound speed value, a D / A converter 76 quality of the ultrasonic tomographic image displayed on the monitor 77 through is improved.

【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。 [0113] The correction due to the increase or decrease of more than the deflection angle, also possible of course to use at the same time as the correction caused by the movement of the focal point described in the first and second embodiments. 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。 Further, the correction due to the deflection angle increases or decreases the correction with the movement of the focal point need not necessarily be performed simultaneously, in particular, if an object resolution improvement of the ultrasonic tomographic image may perform only the correction of the focal point .

【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。 [0114] Also in this embodiment, like the first embodiment, but may be a correlation process described above only extracted and the signal of the measurement region that is using the gate circuit, and in the first embodiment it is also possible to perform mentioned various modifications of the (FIGS. 9 to 11).

【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。 [0115] Further, in the embodiment described above, the delay time control of the present invention has been described using an ultrasonic diagnostic apparatus for electronic sector scanning, the present invention is not limited thereto, electronic linear scanning, the ultrasonic diagnostic apparatus of an electronic convex scan type mention can be applied in the ultrasonic diagnostic apparatus of the mechanical scanning type using Annular array probes.

【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。 [0116] Furthermore, in the above embodiment, an example of performing delay control to the received signal may be performed in any of transmitted and received signals.

【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 [0117] On the other hand, the present invention is by the correlation process between the received signal based on two or more adjacent scan is to evaluate the shape of the ultrasonic beam, and neighboring referred to herein, the strict sense need not be adjacent scan, FIG. 18
に示すように、例えば順次10回の走査(走査番号1〜 As shown in, for example, sequential 10 scans (scan number 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 In the sector scan scan number 10) is carried out, not a scanning line 1 selection only the scanning lines 2, the scanning line 1 and the scanning lines 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。 Or like the scanning lines 1 and the scanning line 4, may be selected interlaced several scan lines. この飛び越しが可能な範囲は、 The jump of the possible range,
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。 It received signal and the received signal correlations can be expected at least on the scanning line 1 is up resulting scan lines.

【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。 [0118] optimal selection method of the above-mentioned scanning lines are those determined beam width and the scanning density. さらに、 further,
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。 Respectively calculating a correlation coefficient at a plurality of positions, in order to obtain a more accurate value in the averaging, for example scanning 1 and scan 4, scan 2 and scan 5, scan 3 and the scanning 6, ... as Do selection method can be considered.

【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。 [0119] Further, in the above embodiment, and not while the correlation processing for the two received signals by two adjacent scanning is performed to limit the present invention thereto, e.g., the plurality by multiple adjacent scan the correlation process may be performed between the received items.

【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。 [0120] In the embodiment of the present invention, the configuration of the blood unit portion of the Doppler signal is not described in each diagnostic device of the first to third embodiments, shown in Figure 19 of the prior art blood flow unit portion may be added as a component, the operation of the blood unit portion is equivalent to the conventional example.

【0121】 [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。 As described above, according to the present invention, according to the present invention, for example, even in vivo sound velocity value is changed, because it is always capable of focusing the ultrasonic beam at a predetermined depth position, the in vivo sound velocity conventional resolution deterioration resulting from errors of the actual focal point and setting the focal point that occurred on the ultrasonic tomographic image is greatly reduced due to the change of the value, regardless of the physique or examination region of the subject diagnosis is possible in the always optimal conditions. 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。 In particular, the present invention is, it becomes possible to focus without error an ultrasonic beam to a predetermined depth, and in particular quite useful in case of performing a high-resolution dynamic focusing method close to the pixels, high-resolution it is possible to obtain an ultrasonic tomographic image of high image quality, it is possible to further improve the diagnostic accuracy.

【図面の簡単な説明】 BRIEF DESCRIPTION OF THE DRAWINGS

【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。 1 (A) is an ultrasonic transceiver portion and a wide ultrasonic beams shown schematically FIG beamwidth of the ultrasonic diagnostic apparatus for explaining the common concept of the present invention, (B), the ( It shows a cross-sectional beam shape when cut a wide ultrasound beam having a beam width in a) in the line L1.

【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。 Figure 2 (A) is an ultrasonic transceiver part and schematically shows a narrow ultrasonic beam beamwidth of the ultrasonic diagnostic apparatus for common concepts describing the present invention, (B), the ( It shows a cross-sectional beam shape when cut a narrow ultrasonic beam beamwidth in a) in the line L2.

【図3】ビーム幅と相関強度の関係を示すグラフ。 3 is a graph showing the relationship of the correlation intensity with the beam width.

【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。 4 (a) is a diagram showing a signal waveform of the received signal e1 (t) from the scanning direction theta, (b) shows a reception signal e2 signal waveform (t) from the scanning direction (θ + Δθ) FIG, (c) is a diagram representing an expression indicating a correlation coefficient.

【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。 5 is a block diagram schematically showing an overall configuration of an ultrasonic diagnostic apparatus according to the first embodiment.

【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。 Figure 6 is a schematic flowchart showing an example of a delay time control processing of the ultrasound diagnostic apparatus according to the first embodiment.

【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。 7 is a diagram showing an example of the measurement area specified on the ultrasonic tomographic image.

【図8】設定音速と相関強度との関係の一例を示すグラフ。 8 is a graph showing an example of the relationship between the set sound velocity and correlation strength.

【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。 Figure 9 is a schematic flowchart showing an example of a delay time control processing in accordance with the correlation strength of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the first embodiment.

【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。 Figure 10 is a schematic flowchart showing an example of a delay time control processing of the ultrasound diagnostic apparatus according to the first embodiment.

【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。 Figure 11 is a schematic flowchart showing an example of a delay time control processing of the ultrasound diagnostic apparatus according to the first embodiment.

【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。 12 is a block diagram schematically showing an overall configuration of an ultrasonic diagnostic apparatus in a modification of the first embodiment.

【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。 Figure 13 is a schematic flowchart showing an example of a delay time control processing of the ultrasonic diagnostic apparatus in a modification of the first embodiment.

【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。 14 is a block diagram schematically showing an overall configuration of an ultrasonic diagnostic apparatus according to a modification of the second embodiment.

【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。 Figure 15 is a schematic flowchart showing an example of a delay time control processing of the ultrasound diagnostic apparatus according to a second embodiment.

【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。 16 is a block diagram schematically showing an overall configuration of an ultrasonic diagnostic apparatus according to a modification of the third embodiment.

【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。 Figure 17 is a schematic flowchart showing an example of a delay time control processing of the ultrasound diagnostic apparatus in the third embodiment.

【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。 Figure 18 is a diagram for explaining a selection example of the scanning lines in the adjacent scan.

【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。 Figure 19 is a block diagram showing the overall structure of a conventional ultrasonic diagnostic apparatus.

【図20】電子集束法の原理を説明するための図。 Figure 20 is a diagram illustrating the principle of electron focusing method.

【図21】ダイナミック集束法の原理を説明するための図。 Figure 21 is a diagram for explaining the principle of dynamic focusing method.

【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。 Figure 22 is a diagram for explaining a problem of the conventional dynamic focusing method.

【符号の説明】 DESCRIPTION OF SYMBOLS

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 50 transmitter 51 receiver 52 display 53 delay circuit 54 oscillator 55 delay time control circuit 60 (1) to 60 (M) ultrasonic transducer 61 (1) to 61 (M) transducer driving circuit (pulser) 62 (1) ~62 (M) transmission delay circuit 63 transmits rate signal generator 64 delay time control circuit 65 (1) ~65 (M) preamplifier 66 (1) ~66 (M) reception delay circuit 70 an adder 71 logarithmic amplifier 72 detection circuit 73 A / D converter 74 image memory 75,75a write and read control circuit 76 D / A converter 77 television monitor 82 A / D converters 83 and 83 the buffer memory 84, 94 correlation processing circuit 85 and 95 best set sound velocity detection circuit 90a, 90b mixers 91a, 91b pass filter 92a, 92b A / D converter 93 buffer memory 96 group 信号発生器 97 π/2移相器 100 画像メモリ制御回路 Signal generator 97 [pi / 2 phase shifter 100 image memory control circuit

Claims (21)

    【特許請求の範囲】 [The claims]
  1. 【請求項1】 被検体内の断面上で走査線毎に超音波信号を走査する走査手段と、前記走査に応じて得られた複数の超音波エコー信号に対して遅延時間を与えて集束された受信信号を生成する生成手段とを備えた超音波診断装置において、 前記受信信号間の相関関係を示す量を複数の走査線上の受信信号に基づいて演算する演算手段と、前記演算された相関量に基づいて前記受信信号の集束度合を制御する集束度合制御手段とを備えたことを特徴とする超音波診断装置。 1. A focused gives a scanning means for scanning an ultrasonic signal for each scanning line on the cross-section in the subject, the delay time for a plurality of ultrasonic echo signals obtained in response to the scanning in the ultrasonic diagnostic apparatus and a generation means for generating a received signal, calculating means for calculating on the basis of the amount shown a correlation between the received signal to the reception signals of a plurality of scan lines, the calculated correlation ultrasonic diagnostic apparatus characterized by comprising a focusing degree control means for controlling the focusing degree of the reception signal based on the amount.
  2. 【請求項2】 前記演算手段は、前記受信信号の集束度合を支配する複数のパラメータ値毎に得られた前記複数の走査線上の受信信号に基づいて当該複数のパラメータ値毎の相関量を演算する手段である請求項1記載の超音波診断装置。 Wherein said computing means calculates a correlation amount of each the plurality of parameter values ​​based on the plurality of received signals of the plurality of scanning lines obtained for each parameter value governing the focusing degree of the received signal the ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1 wherein the means for.
  3. 【請求項3】 前記集束度合制御手段は、前記複数のパラメータ値毎の相関量の内当該相関量が最小になるパラメータ値に基づいて前記複数のエコー信号に与える遅延時間を最適化する遅延時間最適化手段を有した請求項2 Wherein the focusing degree control means, the delay time to optimize the delay time to provide inner the amount of correlation the correlation of each of the plurality of parameter values ​​based on the parameter values ​​becomes minimum to the plurality of echo signals It had optimization means according to claim 2
    記載の超音波診断装置。 The ultrasonic diagnostic apparatus according.
  4. 【請求項4】 前記集束度合制御手段は、前記複数のパラメータ値毎の相関量の内当該相関量が最小になるパラメータ値に基づいて、前記受信信号が取得される集束位置を最適化する集束位置最適化手段を有した請求項2記載の超音波診断装置。 Wherein said focusing degree control means, focusing the inner the amount of correlation the correlation amount of each of the plurality of parameter values ​​based on the parameter values ​​becomes the minimum, to optimize the focusing position where the received signal is obtained the ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 2, wherein having a position optimization means.
  5. 【請求項5】 前記パラメータ値は生体内の音速値である請求項3又は4記載の超音波診断装置。 Wherein said parameter value is an ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 3 or 4, wherein the sound velocity in the living body.
  6. 【請求項6】 前記複数の走査線上の受信信号は相関関係を見込める範囲の信号である請求項1記載の超音波診断装置。 6. The ultrasonic diagnostic apparatus of the plurality of received signals of the scanning lines is a signal in the range expected correlation claim 1.
  7. 【請求項7】 前記複数の走査線上の受信信号は、隣接する走査線上の受信信号である請求項6記載の超音波診断装置。 7. A received signal of said plurality of scanning lines are, the ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 6, wherein the received signal of the adjacent scan lines.
  8. 【請求項8】 前記受信信号に基づいて前記断面の超音波断層像を生成する断層像生成手段と、前記超音波断層像をモニタに表示する表示手段と、前記モニタに表示された超音波断層像上において所望の領域を指定する指定手段とを備え、前記演算手段は、前記受信信号間の相関量を前記指定領域内の複数の走査線上の受信信号に基づいて演算する手段である請求項1記載の超音波診断装置。 8. A tomographic image generating means for generating an ultrasonic tomographic image of the cross-section based on the received signal, and display means for displaying the ultrasonic tomographic image on the monitor, the ultrasonic tomographic displayed on the monitor and a designation means for designating a desired area on the image, the arithmetic means, claim a means for calculating on the basis of the amount of correlation between the received signal to the reception signals of a plurality of scan lines in the designated area 1 ultrasonic diagnostic apparatus according.
  9. 【請求項9】 前記走査手段は、前記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する手段を有し、 Wherein said scanning means includes a means for scanning repeatedly a plurality of times the ultrasonic signals to the same scan line,
    前記演算手段は、前記複数回の繰り返し走査毎に得られた前記複数の走査線上の受信信号に基づいて当該複数の繰り返し走査毎の相関量を演算し、演算された複数の繰り返し走査毎の相関量を加算平均する手段であり、前記集束度合制御手段は、加算平均された相関量に基づいて前記受信信号の集束度合を制御する手段である請求項1 The calculating means, the plurality of times of repetitions on the basis of the signals received by the plurality of scanning lines obtained for each scanning to calculate the correlation amount of each the plurality of repeated scans, computed plurality of correlation of repeated scans per a means for averaging the amount, the focusing degree control means, according to claim 1, which is a means for controlling the focusing degree of the received signal based on the averaged correlation amount
    記載の超音波診断装置。 The ultrasonic diagnostic apparatus according.
  10. 【請求項10】 前記演算手段は、前記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、演算された複数の繰り返し走査毎の相関量を加算平均する手段であり、前記集束度合制御手段は、加算平均された相関量に基づいて前記受信信号の集束度合を制御する手段である請求項1記載の超音波診断装置。 Wherein said computing means based on said reception signal of the scanning line of the different sites on the cross-section calculates a correlation amount of each the different sites, averaging the correlation amount of each of a plurality of repetitive scanning computed a means for the focusing degree control means is for controlling the focusing degree of the received signal based on the averaged correlation amount claim 1 ultrasonic diagnostic apparatus according.
  11. 【請求項11】 前記演算手段により求められた相関量に基づいて前記超音波信号の走査角度を制御する走査角度制御手段を備えた請求項1記載の超音波診断装置。 11. The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1, further comprising a scanning angle control means for controlling the scanning angle of the ultrasonic signal based on the correlation amount obtained by the calculating means.
  12. 【請求項12】 被検体内の断面上で超音波信号に偏向角を与えて走査する走査手段と、前記走査に応じて得られた複数の超音波エコー信号に対して遅延時間を与えて集束された受信信号を生成する生成手段とを備えた超音波診断装置において、 前記受信信号間の相関関係を示す量を複数の走査線上の受信信号に基づいて演算する演算手段と、前記演算された相関量に基づいて前記超音波信号の偏向角を制御する偏向角制御手段とを備えたことを特徴とする超音波診断装置。 12. focusing gives a scanning means for scanning giving the deflection angle to the ultrasonic signal on the cross-section in the subject, the delay time for a plurality of ultrasonic echo signals obtained in response to the scanning the ultrasonic diagnostic apparatus having a generating means for generating a received signal, calculating means for calculating on the basis of the amount shown a correlation between the received signal into a plurality of received signals of scanning lines, which is the arithmetic ultrasonic diagnostic apparatus characterized by comprising a deflection angle control means for controlling the deflection angle of the ultrasonic signal based on the correlation amount.
  13. 【請求項13】 請求項12に記載した超音波診断装置において、前記受信信号が取得される集束位置を制御する集束位置制御手段をさらに備えた超音波診断装置。 13. The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 12, further ultrasonic diagnostic apparatus having a focusing position control means for controlling the focusing position of the reception signal is obtained.
  14. 【請求項14】 前記演算手段は、前記超音波信号の偏向角を支配する複数のパラメータ値毎に得られた前記複数の走査線上の受信信号に基づいて当該複数のパラメータ値毎の相関量を演算する手段であり、前記偏向角制御手段は、前記複数のパラメータ値毎の相関量の内当該相関量が最小になるパラメータ値に基づいて前記偏向角を制御する手段である請求項12又は13記載の超音波診断装置。 14. The computing means the correlation amount for each the plurality of parameter values ​​based on the received signals of a plurality of said plurality of scanning lines obtained for each parameter value governing the deflection angle of the ultrasonic signal a means for calculating the deflection angle control means, the inner the amount of correlation the correlation amount of each of the plurality of parameter values ​​is a means for controlling the deflection angle on the basis of the parameter values ​​becomes the minimum claim 12 or 13 the ultrasonic diagnostic apparatus according.
  15. 【請求項15】 前記偏向角制御手段は、前記相関量に基づいて前記超音波信号に前記偏向角用の遅延時間を与えることにより当該偏向角を制御する手段である請求項14記載の超音波診断装置。 15. The deflection angle control means, ultrasound of claim 14 wherein the means for controlling the deflection angle by giving a delay time for the deflection angle to the ultrasonic signal based on the amount of correlation diagnostic equipment.
  16. 【請求項16】 前記受信信号に基づいて前記断面の超音波断層像を生成する断層像生成手段と、前記超音波断層像をモニタに表示する表示手段とを有し、前記表示手段は、前記超音波信号走査に基づく受信信号が書き込まれるメモリと、このメモリに書き込まれた受信信号を走査変換して画像信号として読み出す書き込み・読み出し制御手段とを有するとともに、 前記偏向角制御手段は、前記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る手段と、求められた偏向角データに応じて前記書き込み・読み出し制御手段による前記メモリへの前記受信信号の書き込みアドレスを補正するアドレス補正手段を備えた請求項14記載の超音波診断装置。 16. includes a tomographic image generator for generating an ultrasonic tomographic image of the cross-section based on the received signal, and display means for displaying the ultrasonic tomographic image on the monitor, the display means, wherein a memory receiving signal based on the ultrasonic signal scanning to be written, together with a write and read control means for reading out an image signal received signals written in the memory and scan conversion, the deflection angle control means, the correlation write address of the received signals and means for determining the deflection angle data amount corresponding to the parameter value based on the parameter values ​​becomes the minimum, to the by the write and read control means in accordance with the deflection angle data determined memory the ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 14, further comprising an address correction means for correcting.
  17. 【請求項17】 前記モニタに表示された超音波断層像上において所望の領域を指定する指定手段とを備え、前記演算手段は、前記受信信号間の相関量を前記指定領域内の複数の走査線上の受信信号に基づいて演算する手段である請求項16記載の超音波診断装置。 17. a designation means for designating a desired region on the ultrasonic tomographic image displayed on the monitor, the computing means, a plurality of scanning of the designated area the amount of correlation between the received signal the ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 16 wherein the means for calculating, based on the received signal on the line.
  18. 【請求項18】 前記走査手段は、前記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する手段を有し、前記演算手段は、前記複数回の繰り返し走査毎に得られた前記複数の走査線上の受信信号に基づいて当該複数の繰り返し走査毎の相関量を演算し、演算された複数の繰り返し走査毎の相関量を加算平均する手段であり、 18. The method of claim 17, wherein scanning means, said comprising means for scanning a plurality of times an ultrasonic signal for the same scanning line, said calculating means, the plurality obtained for each repeated scan of the plurality of times a of based on the received signal on the scan line to calculate the correlation amount of each the plurality of repeated scans, computed plurality of averaging a means of correlation of the repeating scanning each,
    前記偏向角制御手段は、加算平均された相関量に基づいて前記超音波信号の偏向角を制御する手段である請求項16記載の超音波診断装置。 The deflection angle control means, an ultrasonic diagnostic apparatus based on said averaged correlation quantity is a means for controlling the deflection angle of the ultrasonic signal according to claim 16, wherein.
  19. 【請求項19】 前記演算手段は、前記断面上の異なる部位の走査線上の受信信号どうしから当該異なる部位毎の相関量を演算し、演算された複数の繰り返し走査毎の相関量を加算平均する手段であり、前記偏向角制御手段は、加算平均された相関量に基づいて前記超音波信号の偏向角を制御する手段である請求項16記載の超音波診断装置。 19. The computing means, said calculating a correlation amount of each such different site from the received signal with each other in different parts of the scan line on the cross-section, for averaging the correlation of each of a plurality of repetitive scanning computed a means, the deflection angle control means, averaged correlation amount ultrasonic diagnostic apparatus of claim 16 wherein the means for controlling the deflection angle of the ultrasonic signal based on.
  20. 【請求項20】 被検体内の断面上において超音波信号を走査線毎に走査して得られた複数の超音波エコー信号対して遅延時間を与えて集束された受信信号を生成するステップと、生成された受信信号間の相関関係を示す量を複数の走査線上の受信信号に基づいて演算するステップと、前記集束度合を制御するために前記演算された相関量に基づいて前記複数のエコー信号に与える遅延時間を最適化するステップとを備えたことを特徴とする遅延時間最適化方法。 20. A method of generating a plurality of ultrasonic echo signal received signals focused to give a delay time for which is obtained by scanning an ultrasonic signal for each scanning line on the cross-section of the object, a step of computing based on the amount indicating the correlation between the generated received signal to the reception signals of a plurality of scan lines, the plurality of echo signals on the basis of the calculated correlation amount for controlling the focusing degree delay optimization method is characterized in that a step of optimizing the delay time to be given to.
  21. 【請求項21】 前記演算ステップは、前記受信信号の集束度合を支配する複数のパラメータ値毎に得られた前記複数の走査線上の受信信号に基づいて当該複数のパラメータ値毎の相関量を演算するステップであり、前記遅延時間最適化ステップは、前記複数のパラメータ値毎の相関量の内当該相関量が最小になるパラメータ値に基づいて前記複数のエコー信号に与える遅延時間を最適化するステップである請求項20記載の遅延時間最適化方法。 21. The calculation step calculates a correlation amount of each the plurality of parameter values ​​based on the received signals of a plurality of said plurality of scanning lines obtained for each parameter value governing the focusing degree of the received signal a step of, the delay time optimization step, the step of optimizing the delay time to be given to the plurality of echo signals on the basis of the parameter values ​​within the correlation of the correlation of each of the plurality of parameter values ​​is minimized delay optimizing method of claim 20, wherein it is.
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