WO2013176245A1 - 超音波診断装置およびデータ処理方法 - Google Patents

超音波診断装置およびデータ処理方法 Download PDF

Info

Publication number
WO2013176245A1
WO2013176245A1 PCT/JP2013/064458 JP2013064458W WO2013176245A1 WO 2013176245 A1 WO2013176245 A1 WO 2013176245A1 JP 2013064458 W JP2013064458 W JP 2013064458W WO 2013176245 A1 WO2013176245 A1 WO 2013176245A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
sound speed
ultrasonic
interest
region
focus
Prior art date
Application number
PCT/JP2013/064458
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
拓明 山本
Original Assignee
富士フイルム株式会社
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by 富士フイルム株式会社 filed Critical 富士フイルム株式会社
Priority to CN201380027102.6A priority Critical patent/CN104349719A/zh
Publication of WO2013176245A1 publication Critical patent/WO2013176245A1/ja
Priority to US14/551,692 priority patent/US9895134B2/en

Links

Images

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/46—Ultrasonic, sonic or infrasonic diagnostic devices with special arrangements for interfacing with the operator or the patient
    • A61B8/467—Ultrasonic, sonic or infrasonic diagnostic devices with special arrangements for interfacing with the operator or the patient characterised by special input means
    • A61B8/469—Ultrasonic, sonic or infrasonic diagnostic devices with special arrangements for interfacing with the operator or the patient characterised by special input means for selection of a region of interest
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01S—RADIO DIRECTION-FINDING; RADIO NAVIGATION; DETERMINING DISTANCE OR VELOCITY BY USE OF RADIO WAVES; LOCATING OR PRESENCE-DETECTING BY USE OF THE REFLECTION OR RERADIATION OF RADIO WAVES; ANALOGOUS ARRANGEMENTS USING OTHER WAVES
    • G01S7/00—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00
    • G01S7/52—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00 of systems according to group G01S15/00
    • G01S7/52017—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00 of systems according to group G01S15/00 particularly adapted to short-range imaging
    • G01S7/52046—Techniques for image enhancement involving transmitter or receiver
    • G01S7/52049—Techniques for image enhancement involving transmitter or receiver using correction of medium-induced phase aberration
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/13—Tomography
    • A61B8/14—Echo-tomography
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/44—Constructional features of the ultrasonic, sonic or infrasonic diagnostic device
    • A61B8/4483—Constructional features of the ultrasonic, sonic or infrasonic diagnostic device characterised by features of the ultrasound transducer
    • A61B8/4488—Constructional features of the ultrasonic, sonic or infrasonic diagnostic device characterised by features of the ultrasound transducer the transducer being a phased array
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/52—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/5207—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves involving processing of raw data to produce diagnostic data, e.g. for generating an image
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/52—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/5269—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves involving detection or reduction of artifacts
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01S—RADIO DIRECTION-FINDING; RADIO NAVIGATION; DETERMINING DISTANCE OR VELOCITY BY USE OF RADIO WAVES; LOCATING OR PRESENCE-DETECTING BY USE OF THE REFLECTION OR RERADIATION OF RADIO WAVES; ANALOGOUS ARRANGEMENTS USING OTHER WAVES
    • G01S7/00—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00
    • G01S7/52—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00 of systems according to group G01S15/00
    • G01S7/52017—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00 of systems according to group G01S15/00 particularly adapted to short-range imaging
    • G01S7/5205—Means for monitoring or calibrating

Definitions

  • the present invention relates to an ultrasonic diagnostic apparatus and an ultrasonic echo data processing method. Specifically, the present invention relates to an ultrasonic diagnostic apparatus and a data processing method that can obtain a high-quality image regardless of the difference in sound speed in the body of a subject.
  • this type of ultrasonic diagnostic apparatus includes an ultrasonic probe (hereinafter referred to as a probe) and a diagnostic apparatus body.
  • a probe an ultrasonic probe
  • diagnostic apparatus body In an ultrasonic diagnostic apparatus, ultrasonic waves are transmitted from a probe toward a subject, ultrasonic echoes from the subject are received by the probe, and the received signal is electrically processed by the diagnostic apparatus body. An image is formed.
  • the sound speed value of the ultrasonic wave is fixed to a certain value on the assumption that the sound speed of the ultrasonic wave in the living body of the subject is constant.
  • the sound speed varies depending on the tissue such as the fat layer and muscle layer in the living body, the sound speed of the ultrasonic wave in the subject is not uniform.
  • the fat layer and the muscle layer have different thicknesses between a fat subject and a thin subject. That is, there are individual differences in the speed of sound of ultrasonic waves.
  • Patent Document 1 sets a region of interest, transmits and receives ultrasonic waves, and uses a plurality of appropriately set sound speeds (set sound speeds) to receive focus on a received signal obtained.
  • a focus index for example, brightness
  • An ultrasound diagnostic apparatus is described.
  • a delay time or a delay pattern is corrected according to the determined sound speed, reception focus is performed, and an ultrasonic image is generated, thereby generating an intra-subject. This makes it possible to output an appropriate ultrasonic image stably regardless of the difference in sound speed for each subject.
  • the intensity of the received signal (echo intensity) reflects the hardness of the tissue at the reflection point of the subject, and the sound speed varies depending on the hardness of the tissue.
  • echo intensity reflects the hardness of the tissue at the reflection point of the subject, and the sound speed varies depending on the hardness of the tissue.
  • a ratio table showing the relationship between the intensity and the sound speed ratio (the amount of change in sound speed relative to the set sound speed) is created.
  • sound speed correction is performed by detecting the sound speed ratio from the received intensity using this ratio table and rearranging the pixel positions of the ultrasonic image using this sound speed ratio.
  • Patent Document 1 only by determining the sound speed of the subject and performing reception focus according to the sound speed, image quality degradation of the ultrasound image due to a change in the sound speed of the subject, etc. It cannot be prevented sufficiently. In addition, there is not always a certain correlation between the strength of the received signal and the firmness of the tissue. Therefore, in the process described in Patent Document 2, there is a case where proper sound speed correction cannot be performed, and there is a possibility that a distorted ultrasonic image is obtained.
  • An object of the present invention is to solve such problems of the prior art, and an ultrasonic wave capable of generating a high-quality ultrasonic image without image quality deterioration corresponding to a difference in sound speed in a subject.
  • a diagnostic device and a data processing method are provided.
  • the ultrasonic diagnostic apparatus of the present invention transmits an ultrasonic wave, receives an ultrasonic echo reflected by a subject, and outputs an analog reception signal corresponding to the received ultrasonic echo.
  • An ultrasonic probe having a plurality of ultrasonic transducers, AD conversion means for A / D converting the analog reception signal output from the ultrasonic transducer into a digital reception signal;
  • Storage means for storing a digital received signal;
  • a sound speed determination means for determining sound speeds at a plurality of points in the subject using the digital reception signal converted by the AD conversion means or the digital reception signal read from the storage means;
  • a signal processing unit that generates a luminance image of the subject by performing at least reception focus processing on the digital reception signal converted by the AD conversion unit or the digital reception signal read from the storage unit;
  • an ultrasonic diagnostic apparatus comprising coordinate conversion means for performing coordinate conversion on the luminance image generated by the signal processing means based on the sound speed determined by the sound speed determination means.
  • the coordinate transformation performed by the coordinate transformation means is preferably time-distance transformation.
  • the coordinate conversion means preferably generates a corrected image having a pixel position corresponding to the luminance image before coordinate conversion by interpolating the pixels of the luminance image subjected to coordinate conversion.
  • the method includes a region-of-interest setting unit that sets at least one region of interest, a transmission / reception control unit that causes the ultrasonic probe to transmit and receive ultrasonic waves corresponding to the set region of interest, and a sound speed determination unit includes: , Setting sound speed designating means for setting a plurality of set sound speeds for receiving and focusing the digital reception signal of the attention area, and receiving focus of the digital reception signals of the attention area for each set sound speed, and brightness in the attention area It is preferable to have a focus index calculation means for calculating the focus index of the image, and to determine the sound speed of the region of interest using this focus index.
  • the signal processing means preferably performs reception focus processing using the sound speed calculated by the sound speed determining means.
  • the region of interest setting means sets the region of interest at least one of two or more in the depth direction and two or more in the azimuth direction.
  • the attention area setting means sets two or more attention areas, and the sound speed determination means preferably determines the sound speed for each attention area in the two or more attention areas set by the attention area setting means. . Further, it is preferable that the sound speed determining means determines the sound speed corresponding to all the pixels of the luminance image generated by the signal processing means.
  • the data processing method of the present invention includes transmitting an ultrasonic wave to the subject and obtaining an analog reception signal corresponding to the ultrasonic echo reflected by the subject.
  • a step of A / D converting the analog reception signal into a digital reception signal; Storing a digital received signal;
  • the data processing method characterized by having a step which performs coordinate transformation with respect to the produced
  • the coordinate conversion is preferably time-distance conversion. Further, it is preferable to include a step of generating a correction image having a pixel position corresponding to the luminance image before coordinate conversion by interpolating the pixels of the luminance image subjected to coordinate conversion.
  • step of setting at least one region of interest and performing transmission / reception of ultrasonic waves corresponding to the set region of interest and in the step of determining the sound speed, in order to receive and focus the digital reception signal of the region of interest
  • a plurality of set sound speeds are set, a digital reception signal of the target area is received and focused for each set sound speed, a focus index of a luminance image in the target area is calculated, and the sound speed of the target area is calculated using the focus index. Is preferably determined.
  • step of generating the luminance image of the subject it is preferable to perform reception focus processing using the determined sound speed.
  • the region of interest it is preferable to set the region of interest in at least one of two or more locations in the depth direction and two or more locations in the azimuth direction. In the step of setting the region of interest, two or more regions of interest are set. In the step of determining the sound speed, it is preferable to determine the sound speed in two or more of the set regions of interest. Furthermore, in the step of setting the ultrasonic wave, it is preferable to determine the sound speed corresponding to all the pixels of the generated luminance image.
  • the sound speed is determined at two or more points in the subject, and coordinate conversion of the ultrasonic image (luminance image) generated from the received signal is performed using the sound speed. It is possible to generate a high-quality ultrasonic image in which image distortion due to a difference in sound speed (sound speed distribution) is corrected.
  • this reception signal is used. The sound speed can be determined with high accuracy.
  • FIG. 1 It is a block diagram showing the structure of one Embodiment of the ultrasonic diagnosing device of this invention which implements the data processing method of this invention. It is a conceptual diagram for demonstrating the method of correct
  • FIG. (A) to (C) are conceptual diagrams for explaining distortion correction in the ultrasonic diagnostic apparatus shown in FIG. (A) to (C) are conceptual diagrams for explaining generation of a B-mode image in a normal ultrasonic diagnostic apparatus.
  • FIG. 1 is a block diagram conceptually showing an example of the ultrasonic diagnostic apparatus of the present invention that implements the data processing method of the present invention.
  • An ultrasonic diagnostic apparatus 10 illustrated in FIG. 1 includes an ultrasonic probe 12 and a diagnostic apparatus main body 13 connected to the ultrasonic probe 12 in the same manner as a normal ultrasonic diagnostic apparatus.
  • the ultrasonic probe 12 transmits an ultrasonic beam to the subject and outputs a reception signal corresponding to the ultrasonic echo reflected by the subject to the diagnostic apparatus main body 13.
  • the diagnostic device body 13 is a device that processes the received signal to generate and display an ultrasonic image.
  • the ultrasonic probe 12 is used in contact with a subject and has a transducer array 42 used in a normal ultrasonic diagnostic apparatus.
  • the transducer array 42 has a plurality of ultrasonic transducers (ultrasonic transmitting / receiving elements) arranged one-dimensionally or two-dimensionally.
  • the ultrasonic transducer transmits an ultrasonic beam to the subject in accordance with the drive signal supplied from the transmission circuit 14 at the time of imaging an ultrasonic image, and receives a signal corresponding to the ultrasonic echo reflected by the subject. Is output.
  • Each ultrasonic transducer includes, for example, a piezoelectric ceramic represented by PZT (lead zirconate titanate), a polymer piezoelectric element represented by PVDF (polyvinylidene fluoride), and PMN-PT (magnesium niobate / lead titanate). It is constituted by a vibrator in which electrodes are formed at both ends of a piezoelectric body made of a piezoelectric single crystal represented by a solid solution).
  • PZT lead zirconate titanate
  • PVDF polymer piezoelectric element represented by PVDF (polyvinylidene fluoride)
  • PMN-PT magnesium niobate / lead titanate
  • the piezoelectric body When a pulsed or continuous wave voltage is applied to the electrodes of the vibrator, the piezoelectric body expands and contracts according to the applied voltage, and pulsed or continuous wave ultrasonic waves are generated from each vibrator. Further, the ultrasonic waves generated from the respective vibrators are synthesized (that is, subjected to transmission focus) in accordance with the driving delay of the respective vibrators to form an ultrasonic beam. The vibrator expands and contracts when an ultrasonic echo reflected in the subject is incident, and generates an electrical signal corresponding to the magnitude of the expansion and contraction. This electrical signal is output to the receiving circuit 16 of the apparatus body 13 as an analog received signal.
  • the diagnostic apparatus main body 13 (hereinafter referred to as the apparatus main body 13) includes a transmission circuit 14 and a reception circuit 16, an image generation unit 18, an element data memory 22, a region of interest calculation unit 24, and a display control unit 32.
  • the transmission circuit 14 includes, for example, a plurality of pulsers, and supplies a drive signal (applies a drive voltage) to the ultrasonic transducers of the transducer array 42 of the ultrasonic probe 12. Based on the transmission delay pattern selected by the control unit 36, the transmission circuit 14 delays the drive signal (drive voltage) so that the ultrasonic waves transmitted from the plurality of ultrasonic transducers form a target ultrasonic beam. Is applied to the ultrasonic transducer, and the drive signal is supplied to the ultrasonic transducer. As a result, the target ultrasonic beam is transmitted from the ultrasonic probe 12 (the transducer array 42) to the subject.
  • the reception circuit 16 amplifies analog reception signals (analog electrical signals) output from the respective ultrasonic transducers of the transducer array 42, further performs A / D (analog / digital) conversion, and receives digital reception signals (analog / digital). RF data) is generated.
  • this digital reception signal generated by the reception circuit 16 is also referred to as element data.
  • the receiving circuit 16 supplies the generated element data to the image generation unit 18 and the element data memory 22.
  • transmission of ultrasonic waves is performed according to a transmission delay pattern. Further, processing of element data (received signal) in the signal processing unit 46 described later, that is, formation of an ultrasonic image is performed according to the reception delay pattern in a state where the environmental sound speed described later is not determined.
  • the transmission delay pattern is pattern data of a delay time given to a drive signal in order to form an ultrasonic beam in a desired direction by ultrasonic waves transmitted from a plurality of ultrasonic transducers.
  • the reception delay pattern is pattern data of delay time given to element data in order to extract ultrasonic echoes from a desired direction by ultrasonic waves received by a plurality of ultrasonic transducers.
  • a plurality of transmission delay patterns and reception delay patterns are stored in the storage unit 40 in advance.
  • the control unit 36 selects one transmission delay pattern and reception delay pattern from among the plurality of transmission delay patterns and reception delay patterns stored in the storage unit 40, and transmits in accordance with the selected transmission delay pattern and reception delay pattern.
  • a control signal is output to the circuit 14 and the signal processing unit 46 to perform ultrasonic wave transmission / reception control.
  • the image generation unit 18 generates an ultrasonic image from element data (received signal) supplied from the receiving circuit 16. As illustrated in FIG. 1, the image generation unit 18 includes a signal processing unit 46, a distortion correction unit 47, a DSC 48, an image processing unit 50, and an image memory 52.
  • the distance between the ultrasonic reflection source and the ultrasonic transducer in the subject is different for each ultrasonic transducer. Therefore, even when the same ultrasonic wave reflection source is used, the time for the ultrasonic echo to reach each ultrasonic transducer is different.
  • the signal processing unit 46 Based on the control signal corresponding to the reception delay pattern supplied from the control unit 36 or the environmental sound speed supplied from the attention area calculation unit 24 described later, the signal processing unit 46 performs ultrasonic echoes in the received data of the luminance image.
  • a reception focus process is performed by correcting the difference in arrival time (delay time), and a predetermined process is further performed to generate an ultrasonic image (B-mode image signal).
  • the signal processing unit 46 delays each reception data by an amount corresponding to the difference (delay time) in arrival time of ultrasonic echoes for each ultrasonic transducer, and receives the reception data given the delay time.
  • the reception focus processing is performed digitally by performing matching addition.
  • the ultrasound diagnostic apparatus 10 is configured so that reception focus processing according to the reception delay pattern and reception focus processing according to the environmental sound speed can be selected (switchable) depending on, for example, a mode.
  • the ultrasonic diagnostic apparatus 10 when the reception focus process corresponding to the environmental sound speed is selected by selecting a mode or the like, the element data is read from the element data memory 22 after the element data is stored in the element data memory 22. Then, the environmental sound speed is determined (the environmental sound speed is determined in real time), and the delay time is corrected by the method shown in FIG. The determination of the environmental sound speed will be described in detail later.
  • the ultrasonic diagnostic apparatus 10 when the reception focus process corresponding to the environmental sound speed is selected, the ultrasonic diagnostic apparatus 10 also performs distortion correction by coordinate conversion using the environmental sound speed described later (distortion correction mode). In the present invention, when the reception focus process corresponding to the environmental sound speed is selected, whether or not to perform distortion correction may be selectable depending on the mode or the like.
  • the signal processing unit 46 receives the reception focus process according to the reception delay pattern as in the known ultrasonic diagnostic apparatus. I do.
  • the reception focus is not limited to this, and various modes can be used. For example, until the operator sets the region of interest (ROI (Region of Interest)), the reception focus processing is performed according to the reception delay pattern in the same manner as in a known ultrasonic diagnostic apparatus. After the sound speed is determined, the reception focus process may be performed after the delay time is corrected by the method shown in FIG.
  • ROI region of interest
  • the reception focus process according to the environmental sound speed is not limited to this method.
  • the control unit 36 may select a reception delay pattern corresponding to the environmental sound speed and supply a control signal corresponding to the reception delay pattern to the signal processing unit 46.
  • the control unit 36 may correct the reception delay pattern according to the ambient sound velocity and supply a control signal corresponding to the corrected reception delay pattern to the signal processing unit 46.
  • the signal processing unit 46 may perform the reception focus processing by correcting the control signal supplied from the control unit 36 according to the environmental sound speed.
  • the arrival time of the received signal from the other ultrasonic reflection source is different.
  • the phases of the received signals from the sound wave reflection sources cancel each other.
  • the received signal from the ultrasonic wave reflection source becomes the largest and is focused.
  • Reception data sound ray signal in which the focus of the ultrasonic echo is narrowed down is generated by the reception focus process.
  • the reception focus process using the reception delay pattern may be performed in the same manner as a known ultrasonic diagnostic apparatus.
  • the reception focus process according to the environmental sound speed is performed by correcting the delay time of the element data (reception signal) according to the environmental sound speed.
  • correction of the delay time of the element reception data by the signal processing unit 46 will be described.
  • FIG. 2 is a conceptual diagram showing how the delay time of element data is corrected based on the environmental sound velocity.
  • a case is considered in which a plurality of ultrasonic transducers (ultrasonic transmitting / receiving elements) included in the ultrasonic probe 12 are arranged in a line in the left-right direction in the figure.
  • L the width of each ultrasonic transducer in the arrangement direction (azimuth direction) of the ultrasonic transducers. Accordingly, the distance from the ultrasonic transducer at the center in the arrangement direction to the nth ultrasonic transducer toward the end is nL. As shown in the figure, it is assumed that the ultrasonic reflection point is at a distance (depth) d perpendicular to the arrangement direction from the central ultrasonic transducer. In this case, the distance (length) d n between the n-th ultrasonic transducer and the reflection point is calculated by the equation (1).
  • the distance between each ultrasonic transducer and the reflection point is different. Therefore, in the case of this example, as shown in the graph in the upper part of the figure, the time t n becomes longer as the ultrasonic transducer becomes closer to the end in the arrangement direction.
  • the ultrasonic wave received by the nth ultrasonic transducer is the ultrasonic wave received by the central ultrasonic transducer, where t 1 is the time from when the ultrasonic wave is received by the central ultrasonic transducer to the central ultrasonic transducer.
  • the signal processing unit 46 corrects the delay time represented by the time ⁇ t for the reception data corresponding to each ultrasonic transducer. This delayed delay time ⁇ t is called a reception delay pattern.
  • the delay time ⁇ t of each received data is calculated from the distance obtained from the geometrical arrangement of the reflection point and the ultrasonic transducer and the ambient sound velocity.
  • the above example is a case where the ultrasonic probe 12 is a linear probe, but the concept is the same for a convex probe except that the probe shape is different.
  • the signal processing unit 46 performs predetermined data processing on the element data subjected to the reception focus processing.
  • the signal processing unit 46 corrects attenuation by distance according to the depth of the reflection position of the ultrasonic wave, and then performs envelope detection processing to obtain a tomographic image relating to the tissue in the subject.
  • a B-mode image (B-mode image signal) that is information is generated.
  • a B-mode image (B-mode image signal) is a luminance image (image signal) in which the amplitude of an ultrasonic echo is represented by the brightness (luminance) of a point.
  • the distortion correction unit 47 is a part that performs distortion correction of the B-mode image generated by the signal processing unit 46 in accordance with the environmental sound speed supplied from the attention area calculation unit 24.
  • the signal processing unit 46 performs reception focus processing according to the ambient sound speed to generate a B-mode image.
  • the environmental sound speed often varies depending on the location within the subject (there is a sound velocity distribution within the subject). That is, the arrival time of the ultrasonic echo from the reflection point to the ultrasonic transducer varies depending on the environmental sound speed for each position of the subject. Therefore, even if the reception focus process is performed according to the environmental sound speed, the position of each pixel of the B-mode image is different from the actual position in the subject. That is, the image is distorted by the sound velocity distribution in the subject.
  • the distortion correction unit 47 can generate a B-mode image without distortion by performing coordinate conversion in accordance with the ambient sound speed in the subject.
  • the distortion correction unit 47 firstly has an ambient sound velocity at two or more points in the subject determined by the region-of-interest calculation unit 24 (in this embodiment, an ambient sound velocity in two or more regions of interest in a region of interest described later). Accordingly, coordinate conversion (rearrangement of pixels of the B-mode image) of the B-mode image generated by the signal processing unit 46 is performed.
  • the distortion correction unit 47 generates a pixel signal at a predetermined pixel position by interpolation, generates a B-mode image on which distortion correction has been performed, and supplies 48 to the DSC.
  • the distortion correction unit 47 will be described in detail later.
  • the environmental sound speed is determined after a region of interest to be described later is set. Therefore, as described above, the signal processing unit 46 performs the reception focus process based on the control signal corresponding to the reception delay pattern without using the environmental sound speed before setting the region of interest, that is, before determining the environmental sound speed. Further, the distortion correction unit 47 described later does not perform distortion correction of the B-mode image (ultrasonic image) before setting the region of interest, that is, before determining the environmental sound speed.
  • the B-mode image generated by the signal processing unit 46 and subjected to distortion correction by the distortion correction unit 47 is obtained by a scanning method different from a normal television signal scanning method. Therefore, a DSC (digital scan converter) 48 converts the B-mode image signal generated by the signal processing unit 46 into a normal image signal under the control of the control unit 36. As an example, the DSC 48 converts (raster conversion) the B-mode image signal into an image signal in accordance with a television signal scanning method (for example, the NTSC method).
  • a television signal scanning method for example, the NTSC method
  • the image processing unit 50 performs various necessary image processing such as gradation processing on the B-mode image signal input from the DSC 48, stores the B-mode image signal after the image processing in the image memory 52, and displays it. Output to the control unit 32.
  • the display control unit 32 causes the display unit 34 to display an ultrasound diagnostic image based on the B-mode image signal that has been subjected to image processing by the image processing unit 50.
  • the display unit 34 is a display device such as an LCD, for example, and displays an ultrasound diagnostic image (moving image / still image), various setting screens, and the like under the control of the display control unit 32.
  • the element data memory 22 sequentially stores element data (digital received signals) supplied from the receiving circuit 16.
  • the element data memory 22 associates information regarding the frame rate input from the control unit 36 (for example, parameters indicating the depth of the reflection position of the ultrasonic wave, the density of the scanning line, and the visual field width) with the element data.
  • Information on the element data and the frame rate stored in the element data memory 22 is supplied to the signal processing unit 46 and the attention area calculation unit 24.
  • the region-of-interest calculation unit 24 analyzes the element data, and calculates the environmental sound speed at two or more points in the subject (preferably two or more of the regions of interest described later). As will be described later, in the present embodiment, the attention area calculation unit 24 sets at least one attention area, and reads element data (digital reception signal) of the set attention area from the element data memory 22. Further, the attention area calculation unit 24 receives and processes this element data to calculate a focus index, and uses this focus index to determine the environmental sound speed of the attention area. The attention area calculation unit 24 outputs the calculated environmental sound speed to the signal processing unit 46 and the distortion correction unit 47.
  • the attention area set by the attention area calculation unit 24 not the attention area set by the attention area calculation unit 24, but a plurality of positions (areas) set in advance, a plurality of positions arbitrarily input by the operator, and the like will be described later.
  • a process similar to the process of the region of interest may be performed.
  • the region-of-interest calculation unit 24 preferably sets two or more regions of interest, and is 2 or more in the depth direction (transmission / reception direction of ultrasonic waves) and / or 2 or more in the azimuth direction (azimuth direction), It is more preferable to set a region of interest.
  • the attention area calculation unit 24 preferably determines the speed of sound in at least two attention areas of the set attention areas, and two or more attention areas in the depth direction and / or two or more attention areas in the azimuth direction. It is more preferable to determine the sound speed by the above, and it is more preferable to determine the sound speed in all the regions of interest. In particular, it is particularly preferable to set a region of interest corresponding to all the pixels of the B-mode image and to determine the environmental sound speed corresponding to all the pixels of the B-mode image.
  • the control unit 36 controls each unit of the ultrasonic diagnostic apparatus 10 based on an instruction input from the operation unit 38 by an operator such as a doctor. Further, as described above, the control unit 36 selects the transmission delay pattern and the reception delay pattern stored in the storage unit 40, and transmits the control signal corresponding to the selected pattern to the transmission circuit 14 and the signal processing unit 46. A control signal is output to the transmitter / receiver for ultrasonic transmission / reception control.
  • the operation unit 38 is an input device that receives an instruction input from an operator, and for example, a keyboard, a mouse, a trackball, and a touch panel can be used.
  • the storage unit 40 stores an operation program, a transmission delay pattern, a reception delay pattern, and the like for the control unit 36 to control each unit of the ultrasonic diagnostic apparatus 10, and includes a hard disk, flexible disk, MO, MT, and RAM. Recording media such as CD-ROM and DVD-ROM can be used.
  • the signal processing unit 46, the DSC 48, the image processing unit 50, the display control unit 32, and the attention area calculation unit 24 are configured by a CPU (computer) and operation programs for causing the CPU to execute various processes. These may be constituted by digital circuits.
  • FIG. 3 is a block diagram illustrating a configuration of the attention area calculation unit illustrated in FIG. 1.
  • the attention area calculation section 24 includes a attention area setting section 60, a transmission focus control section 62, a set sound speed designation section 64, a focus index calculation section 66, and an environmental sound speed determination section 68.
  • the attention area setting unit 60 sets the attention area on the B-mode image (on the ultrasonic image) in accordance with an instruction from the control unit 36.
  • the region-of-interest setting unit 60 divides the entire screen of the B-mode image into a lattice shape, and sets each of the regions as the region of interest.
  • the number of divisions may be set in advance by default, or may be arbitrarily set by the operator in the azimuth direction and / or depth direction. Further, when the number of divisions is set by default, different settings may be provided for each image size and each observation region. Furthermore, a plurality of division numbers may be set in advance so that the operator can select them.
  • a part of the screen that is set in advance or selected from a plurality of options may be divided into a lattice shape, and each of them may be set as a region of interest.
  • the region of interest may be set not for the entire screen but for the ROI set by the operator. It should be noted that even when a region of interest is set in a part of the screen or in the ROI, the division may be performed in the same manner as the entire screen described above. Further, the operator may be able to select the setting of the attention area in the entire screen and the setting of the attention area in the ROI.
  • the shape to be divided is not limited to the lattice shape, and for example, if it is a fan-shaped B-mode image such as an ultrasonic image obtained by a convex probe, the shape to be divided may be a fan shape.
  • the number of areas of interest is not limited to one, and a plurality of areas are preferably set. In any case, it is preferable to set two or more regions of interest, and it is more preferable to set two or more regions of interest in the depth direction and / or two or more regions in the azimuth direction as described above.
  • the region of interest is when the image fluctuates greatly (for example, when the fluctuation value of the image feature amount exceeds a threshold), or when the observation condition is changed, such as changing the observation magnification or changing the observation depth.
  • the area of interest may be changed or updated, and the operator may be instructed to change or update the area of interest.
  • the transmission focus control unit 62 gives a transmission focus instruction to the control unit 36 so that the transmission circuit 14 performs transmission focus on the set region of interest.
  • the set sound speed designation unit 64 designates a set sound speed for executing the reception focus on the received data when determining the environmental sound speed based on the control of the control unit 36.
  • the focus index calculation unit 66 reads the reception data of the region of interest from the element data memory 22, performs reception focus on the reception data for each of the plurality of set sound speeds specified by the set sound speed specification unit 64, and sets the focus index of the reception data. Is to be calculated.
  • the environmental sound speed determination unit 68 determines the environmental sound speed of the region of interest based on a focus index for each of a plurality of set sound speeds.
  • the environmental sound speed is determined in all the set regions of interest.
  • FIG. 4 is a flowchart showing the flow of processing of the attention area calculation unit 24 shown in FIG.
  • the attention area setting unit 60 sets the attention area in response to an instruction from the control unit 36 (step S ⁇ b> 10).
  • the transmission focus control unit 62 issues a transmission focus instruction to the control unit 36 so that the transmission circuit 14 performs transmission focus on the set region of interest.
  • the set sound speed designation unit 64 sets the start sound speed Vst and the end sound speed Vend of the set sound speed V (step S20), and sets the start sound speed Vst to the set sound speed V (step S30). ).
  • the set sound speed including the start sound speed Vst and the end sound speed Vend may be set in advance as a default, or the operator arbitrarily inputs only the start sound speed Vst and the end sound speed Vend, and a step size (predetermined step). Only the sound speed amount ⁇ V) may be set by default, or may be arbitrarily input by the operator.
  • a plurality of types of set sound speeds may be set according to the observation site, sex, etc., and the operator may select as appropriate.
  • 1410 m / sec is set as the start sound speed Vst and 1570 m / sec is set as the end sound speed Vend, and each set sound speed is set as a predetermined step size at intervals of 40 m / sec.
  • the region-of-interest calculation unit 24 forms pseudo point reflections by applying transmission focus to innumerable scattering points in the speckle region, and receives the acquired ultrasonic transducer position.
  • the reception sound focus is performed on the data, and the ambient sound velocity is obtained also in the speckle region by the same method as the point reflection for analyzing the intensity and sharpness.
  • the attention area calculation unit 24 issues a transmission focus instruction from the transmission focus control unit 62 to the control unit 36 so that the transmission circuit 14 performs transmission focus on the attention area set by the attention area setting unit 60.
  • the transmission focus position is set to pseudo point reflection (step S40).
  • the focus area calculation unit 24 reads the element data corresponding to the position (the focus area) for determining the environmental sound speed from the element data memory 22 in the focus index calculation unit 66, and the plurality of sound data specified by the set sound speed specification unit 64. Receive focus is applied to the element data for each set sound speed, and a focus index of the element data is calculated (step S50).
  • the calculation of the focus pointer may be performed by obtaining at least a part of the element data directly from the receiving circuit 16.
  • the attention area calculation unit 24 determines whether or not the set sound speed V has reached the end sound speed Vend in the set sound speed designating section 64 (step S60), and if the set sound speed V is less than the end sound speed Vend (in step S60). “No”), a predetermined step sound speed amount ⁇ V, that is, 40 m / sec in this example, is added to the set sound speed V (step 70), and the process returns to step S40.
  • this routine is repeated and it is determined that the set sound speed V has reached the end sound speed Vend (“Yes” in step S60), the process proceeds to step S80.
  • the environmental sound velocity is the relationship between the ultrasonic probe 12 and the target point when the sound speed from the ultrasonic probe 12 (the transducer array 42 (ultrasonic transducer)) to a certain target point is assumed to be constant.
  • the attention area calculation unit 24 determines the environmental sound speed in all the attention areas that have been set.
  • the transmission focus is applied to the innumerable scattering points in the speckle region to produce a pseudo point reflection, and a focus index is generated for each of a plurality of set sound speeds. Based on each focus index, the environmental sound speed of the region of interest is determined. Therefore, it becomes possible to appropriately determine the environmental sound speed of the region of interest including the speckle region based on the point reflection level, and a highly accurate ultrasonic image can be constructed.
  • the determination method of environmental sound speed is not limited to the said method, Various well-known methods can be utilized.
  • the operation of the ultrasonic diagnostic apparatus 10 will be described in detail for the distortion correction unit 47 and the ultrasonic diagnostic apparatus and data processing method of the present invention.
  • the ultrasonic diagnostic apparatus 10 has two operation modes, a live mode and an element data memory reproduction mode.
  • FIG. 9 is a flowchart showing a flow of processing in the live mode of the ultrasonic diagnostic apparatus shown in FIG.
  • the live mode is a mode in which an ultrasonic image (moving image) obtained by transmitting and receiving ultrasonic waves by bringing the ultrasonic probe 12 into contact with a subject is displayed.
  • the ultrasonic probe 12 In the live mode, the ultrasonic probe 12 is brought into contact with the subject, and ultrasonic diagnosis is started by an instruction input from the operation unit 38 by the operator.
  • the control unit 36 sets transmission conditions and the like in accordance with an instruction input from the operation unit 38 by the operator. That is, the setting of the transmission direction of the ultrasonic beam and the reception direction of the ultrasonic echo for each ultrasonic transducer, selection of the transmission delay pattern according to the transmission direction of the ultrasonic beam, reception delay pattern according to the reception direction of the ultrasonic echo Is selected (step S100). Further, the control unit 36 confirms whether the reception focus process (distortion correction mode) corresponding to the environmental sound speed and the reception focus process corresponding to the reception delay pattern have been selected (step S200).
  • the reception focus process disortion correction mode
  • the control unit 36 sends the set transmission condition to the attention area setting section 60 of the attention area calculation section 24.
  • the region-of-interest setting unit 60 divides the entire B-mode image to be generated into a grid pattern as described above according to the transmission conditions (such as the transmission interval of ultrasonic beams and the number of ultrasonic transducers that perform transmission).
  • a region of interest is set (step S110).
  • the attention area setting section 60 further instructs the transmission focus control section 62 to perform transmission focus of the attention area.
  • the transmission focus control unit 62 issues a transmission focus instruction to the control unit 36 so that the transmission circuit 14 performs transmission focus on the set region of interest.
  • the control unit 36 outputs a control signal to the transmission circuit 14 and the signal processing unit 46 according to the selected transmission delay pattern and reception delay pattern, and the set region of interest, and performs ultrasonic transmission / reception control.
  • the control unit 36 responds to the selected transmission delay pattern in the same manner as the generation of the normal B-mode image.
  • the transmission focus process and the reception focus process corresponding to the reception delay pattern are performed to generate a B-mode image. Accordingly, at this time, determination of the environmental sound speed and distortion correction by the distortion correction unit 47 are not performed (step S210).
  • the transmission circuit 14 performs transmission focus of the driving signal of each ultrasonic transducer based on the selected transmission delay pattern and the region of interest, and outputs from the plurality of ultrasonic transducers.
  • An ultrasonic beam is transmitted to the subject (step S120).
  • ultrasonic echoes from the subject are incident on a plurality of ultrasonic transducers.
  • the ultrasonic transducer outputs an analog reception signal (electric signal) corresponding to the incident ultrasonic echo to the reception circuit 16.
  • the reception circuit 16 amplifies the analog reception signal supplied from each ultrasonic transducer and performs A / D conversion to generate element data (digital reception signal) (step S130).
  • the element data is supplied to the signal processing unit 46 and the element data memory 22 of the image generation unit 18.
  • the element data memory 22 stores the supplied element data and information related to the frame rate input from the control unit 36 in association with each other.
  • the focused area calculation unit 24 that sets the focused area, as described above, the set sound speed designation unit 64 performs the start sound speed Vst in response to an instruction from the control unit 36. And end sound velocity Vend.
  • the focus index calculation unit 66 reads the element data in the region of interest from the element data memory 22, calculates the focus index, and uses this focus index to calculate the environmental sound speed.
  • the determination unit 68 determines the environmental sound speed (step S140). The environmental sound speed determination unit 68 supplies the determined environmental sound speed to the signal processing unit 46 and the distortion correction unit 47.
  • the determination of the environmental sound speed is performed in all the set regions of interest.
  • the determination of the environmental sound speed at such many points is performed using the element data that is the reception signal of the ultrasonic echo from the actual subject. And make it possible.
  • the determination of the environmental sound speed may be performed only once when the region of interest is set (changed), or when the image greatly fluctuates (for example, when the fluctuation value of the image feature amount exceeds the threshold).
  • the environmental sound speed may be updated, or the environmental sound speed may be updated every predetermined number of frames determined appropriately.
  • step S140 When the environmental sound speed is determined (step S140) and supplied to the signal processing unit 46, the signal processing unit 46 performs reception focus processing using the environmental sound speed shown in FIG.
  • the B-mode image that has been subjected to is generated and sent to the distortion correction unit 47 (step S150).
  • the distortion correction unit 47 performs distortion correction on the supplied B-mode image according to the supplied environmental sound speed (step S160).
  • the element data of one line I in the depth direction is represented by time t 1 , t 2 as conceptually shown in FIG. Data corresponding to.
  • the signal processing unit 46 performs reception focus processing in consideration of the environmental sound speed V in correspondence with the times t 1 , t 2 ... To generate a B-mode image. Since positional units of element data is time, the signal processing unit 46, by using the environmental sound speed V, as shown conceptually in FIG. 11 (C), Vt 1/ 2, Vt 2 / 2... Is converted into a distance (position) to generate a B-mode image.
  • the environmental sound speed in the subject often differs depending on the location. That is, there is a distribution of environmental sound speed in the subject.
  • the sound speed of the environment is different between a tissue (ultrasonic probe side) shallower than the front wall of the blood vessel, the inside of the front wall of the blood vessel, and the lumen of the blood vessel. Accordingly, the arrival time of the ultrasonic echo from the reflection point to the ultrasonic transducer varies depending on the environmental sound speed for each position of the subject.
  • the B-mode image is generated using only one environmental sound velocity V, the image is distorted with respect to the actual subject.
  • the image generation unit 18 has a distortion correction unit 47, which performs coordinate conversion according to the environmental sound speed, and B mode resulting from the sound speed distribution. Correct image distortion. That is, in the distortion correction unit 47, first, each pixel (corresponding to the time t 1 , t 2 ... Of each pixel of the B-mode image generated by the signal processing unit 46 conceptually shown in FIG. Coordinate conversion is performed using the environmental sound velocities V 1 , V 2 . For example, as shown schematically in FIG. 10 (B), V 1 t 1/2, V 2 t 2/2 ... as in, converts the time t the distance, to generate a luminance image.
  • each pixel (sampling point) of the generated luminance image has a different interval as shown in FIG.
  • the distortion correction unit 47 performs interpolation to generate a distortion-corrected B-mode image with a constant pixel interval, as conceptually shown in FIG.
  • the present invention it is possible to generate a high-quality ultrasonic image that is free from distortion due to the distribution of the environmental temperature in the subject, and therefore, more accurate diagnosis using the ultrasonic image can be performed. Can be done.
  • the interpolation method performed by the distortion correction unit 47 is not particularly limited, and various known interpolation methods such as linear interpolation and spline interpolation can be used. Further, when there is no environmental sound speed corresponding to all the pixels of the B-mode image generated by the signal processing unit 46, the environmental sound speed of the surrounding pixels (peripheral region of interest) is interpolated to obtain the pixels (sampling points). What is necessary is just to determine environmental sound speed. The determination of the environmental sound speed by interpolation may be performed by the attention area calculation unit 24 or the distortion correction unit 47.
  • the function of the distortion correction unit 47 may be incorporated in the signal processing unit 46 that generates a B-mode image. That is, after the environmental sound speed is supplied to the signal processing unit 46, the environmental sound speed corresponding to each pixel (sampling point) is converted in the time-distance conversion when the signal processing unit 46 generates the B-mode image.
  • the distance may be calculated to generate a luminance image, and interpolation may be performed according to the pixels of the B-mode image to generate a B-mode image.
  • the distortion correction unit 47 supplies the DSC 48 with the B-mode image that has been subjected to distortion correction according to the environmental sound speed.
  • the DSC 48 converts the B-mode image into, for example, a television system image signal and supplies the image signal to the image processing unit 50.
  • the image processing unit 50 performs a predetermined process on the supplied B-mode image.
  • the B-mode image processed by the image processing unit 50 is stored in the image memory 52 and displayed on the display unit 34 under the control of the display control unit 32. As a result, the B-mode image subjected to distortion correction is displayed on the display unit 34 (step S170).
  • the freeze button when the freeze button is pressed while the B-mode image (moving image) in the live mode is displayed, the B-mode image displayed when the freeze button is pressed is displayed on the display unit 34 as a still image. . Thereby, the operator can observe a B-mode image in detail with a still image.
  • the element data memory reproduction mode is a mode in which an ultrasonic image is displayed based on the received data stored in the element data memory 22.
  • the control unit 36 switches the operation mode of the ultrasonic diagnostic apparatus 10 to the element data memory reproduction mode.
  • the control unit 36 reads the received data from the element data memory 22 and transmits it to the signal processing unit 46 of the image generation unit 18.
  • the subsequent operation is the same as in the live mode.
  • an ultrasonic image (moving image or still image) based on the received data stored in the element data memory 22 is displayed on the display unit 34.

Landscapes

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

Abstract

　被検体内における音速の分布に関わらず、歪みの無い適正な超音波画像を出力できる超音波診断装置を提供する。　被検体内における音速を２箇所以上で算出し、算出した音速に応じて生成した超音波画像の座標変換を行うことにより、この課題を解決する。

Description

超音波診断装置およびデータ処理方法
　本発明は、超音波診断装置および超音波エコーのデータ処理方法に関する。詳しくは、被検体の体内における音速の違いによらず、高画質な画像を得ることができる超音波診断装置およびデータ処理方法に関する。
　医療分野において、超音波画像を利用した超音波診断装置が実用化されている。
　一般に、この種の超音波診断装置は、超音波プローブ（超音波探触子　以下、プローブとする）と、診断装置本体とを有して構成される。超音波診断装置では、プローブから被検体に向けて超音波を送信し、被検体からの超音波エコーをプローブで受信して、その受信信号を診断装置本体で電気的に処理することにより超音波画像が形成される。
　従来の超音波診断装置では、被検体の生体内における超音波の音速は一定であると仮定して、超音波の音速値は、ある値に固定されていた。
　しかし、生体内の脂肪層、筋肉層等の組織の違いにより音速は異なるので、被検体内における超音波の音速は一様ではない。また、太った被検者と、やせた被検者とでは、脂肪層や筋肉層の厚さが異なる。すなわち、超音波の音速には、個人差がある。
　そのため、超音波の音速を固定していた従来の超音波装置では、被検体内の実際の音速と、設定した音速とが異なると、被検体内で反射された超音波エコーの到達時間が、設定した遅延時間とズレてしまう。
　その結果、適正な位相整合を行うことができず、受信フォーカスが不適正になってしまい、得られる超音波画像の画質が劣化するという問題が有る。また、得られる超音波画像が、実際の被検体に対して歪んでしまうという問題も有る。
　このような問題に対し、特許文献１には、着目領域を設定して超音波の送受信を行い、適宜設定した複数の音速（設定音速）を用いて、得られた受信信号に対して受信フォーカスを行って、各設定音速毎にフォーカス指標（例えば輝度など）を算出し、算出したフォーカス指標を用いて、例えばフォーカス指標としての輝度が最も高かった設定音速を、着目領域における音速として決定する超音波診断装置が記載されている。
　特許文献１に記載される超音波診断装置においては、例えば、決定した音速に応じて遅延時間や遅延パターンを補正して、受信フォーカスを行って、超音波画像を生成することにより、被検体内や被検体毎の音速の違いによらず、安定して、適正な超音波画像を出力することを可能にしている。
　また、特許文献２には、受信信号（エコー強度）の強度が被検体の反射点の組織の硬さを反映したものであり、かつ、組織の硬さに応じて音速が異なるものであることを利用して、被検体内における音速の違いに起因する画質劣化を防止した超音波診断装置が記載されている。
　この超音波診断装置では、受信信号強度が組織の硬さの指標となること、および、組織の硬さと音速との関係には、一定の相関があることを利用して、予め、受信信号の強度と音速比（設定音速に対する音速の変化量）との関係を示す比率テーブルを作成しておく。その上で、受信の強度から、この比率テーブルを用いて音速比を検出し、この音速比を用いて、超音波画像の画素位置を並び替えることにより、音速補正を行うことが記載されている。
特開２０１１－９２６８６号公報 特開２００９－１００９９７号公報
　しかしながら、特許文献１に示されるように、被検体の音速を決定して、この音速に応じて受信フォーカスを行うだけでは、被検体の音速の変化等に起因する超音波画像の画質劣化を、十分に防止することはできない。
　また、受信信号の強度と組織の固さとの間には、必ずしも、一定の相関が有るとは限らない。そのため、特許文献２に記載される処理では、適正な音速補正を行うことができない場合も有り、歪んだ超音波画像になってしまう可能性も有る。
　本発明の目的は、このような従来技術の問題点を解決することにあり、被検体内における音速の違いに応じた画質劣化の無い、高画質な超音波画像を生成することができる超音波診断装置およびデータ処理方法を提供することにある。
　この目的を達成するために、本発明の超音波診断装置は、超音波を送信し、被検体によって反射された超音波エコーを受信して、受信した超音波エコーに応じたアナログ受信信号を出力する超音波トランスデューサを、複数、有する超音波プローブと、
　超音波トランスデューサが出力したアナログ受信信号をＡ／Ｄ変換して、デジタル受信信号とするＡＤ変換手段と、
　デジタル受信信号を記憶する記憶手段と、
　ＡＤ変換手段が変換したデジタル受信信号、もしくは、記憶手段から読み出したデジタル受信信号を用いて、被検体内の複数点における音速を決定する音速決定手段と、
　ＡＤ変換手段が変換したデジタル受信信号、もしくは、記憶手段から読み出したデジタル受信信号に、少なくとも受信フォーカス処理を施して、被検体の輝度画像を生成する信号処理手段と、
　信号処理手段が生成した輝度画像に対して、音速決定手段が決定した音速に基づいて座標変換を行う座標変換手段とを有することを特徴とする超音波診断装置を提供する。
　このような本発明の超音波診断装置において、座標変換手段が行う座標変換が、時間－距離変換であるのが好ましい。
　また、座標変換手段は、座標変換を行った輝度画像の画素を補間することにより、座標変換前の輝度画像に対応する画素位置を有する補正画像を生成するのが好ましい。
　また、少なくとも１つの着目領域を設定する着目領域設定手段と、超音波プローブに、設定された着目領域に対応する超音波の送受信を行わせる送受信制御手段とを有し、かつ、音速決定手段は、着目領域のデジタル受信信号を受信フォーカスするための設定音速を、複数、設定するための設定音速指定手段、および、設定音速毎に着目領域のデジタル受信信号を受信フォーカスして、着目領域における輝度画像のフォーカス指標を算出するフォーカス指標算出手段を有し、このフォーカス指標を用いて、着目領域の音速を決定するものであるのが好ましい。
　また、信号処理手段は、音速決定手段が算出した音速を用いて受信フォーカス処理を行うのが好ましい。
　また、着目領域設定手段は、深度方向の２箇所以上、および、方位方向の２箇所以上の少なくとも一方で、着目領域を設定するのが好ましい。
　また、着目領域設定手段は、２以上の着目領域を設定するものであり、音速決定手段は、着目領域設定手段が設定した２以上の着目領域において、着目領域毎に音速を決定するのが好ましい。
　さらに、音速決定手段は、信号処理手段が生成する輝度画像の全画素に対応して、音速を決定するのが好ましい。
　また、本発明のデータ処理方法は、被検体に超音波を送信し、被検体によって反射された超音波エコーに応じたアナログ受信信号を得るステップ、
　このアナログ受信信号をＡ／Ｄ変換してデジタル受信信号とするステップ、
　デジタル受信信号を記憶するステップ、
　ＡＤ変換したデジタル受信信号、もしくは、記憶したデジタル受信信号を用いて、被検体内の複数点における音速を決定するステップ、
　ＡＤ変換したデジタル受信信号、もしくは、記憶したデジタル受信信号に対して、少なくとも受信フォーカス処理を施して被検体の輝度画像を生成するステップ、
　および、生成した輝度画像に対して、決定した音速に基づいて座標変換を行うステップを有することを特徴とするデータ処理方法を提供する。
　このような本発明のデータ処理方法において、座標変換が、時間－距離変換であるのが好ましい。
　また、座標変換を行った輝度画像の画素を補間することにより、座標変換前の輝度画像に対応する画素位置を有する補正画像を生成するステップを有するのが好ましい。
　少なくとも１つの着目領域を設定して、かつ、設定した着目領域に対応する超音波の送受信を行うステップを有し、かつ、音速を決定するステップでは、着目領域のデジタル受信信号を受信フォーカスするための設定音速を、複数、設定し、各設定音速毎に着目領域のデジタル受信信号を受信フォーカスして、着目領域における輝度画像のフォーカス指標を算出し、このフォーカス指標を用いて、着目領域の音速を決定するのが好ましい。
　また、被検体の輝度画像を生成するステップでは、決定した音速を用いて受信フォーカス処理を施すのが好ましい。
　また、着目領域の設定を行うステップでは、深度方向の２箇所以上、および、方位方向の２箇所以上の少なくとも一方で、着目領域を設定するのが好ましい。
　また、着目領域の設定を行うステップでは、２以上の着目領域を設定するものであり、音速を決定するステップでは、設定した着目領域の２以上において音速を決定するのが好ましい。
　さらに、超音波を設定するステップでは、生成した輝度画像の全画素に対応して、音速を決定するのが好ましい。
　このような本発明によれば、被検体内の２点以上で音速を決定し、この音速を用いて、受信信号から生成した超音波画像（輝度画像）の座標変換を行うので、被検体内における音速の違い（音速分布）に起因する画像の歪みを補正した、高画質な超音波画像を生成することができる。
　また、受信フォーカス（位相整合加算）を行う前の、超音波プローブ（超音波トランスデューサ）が出力したアナログの受信信号をＡ／Ｄ変換した受信信号を記憶しているので、この受信信号を用いて、音速を高精度に決定できる。
本発明のデータ処理方法を実施する、本発明の超音波診断装置の一実施形態の構成を表すブロック図である。 環境音速に基づいて、受信データの遅延時間を補正する方法を説明するための概念図である。 図１に示す着目領域演算部の構成を概念的に示すブロック図である。 図４に示す着目領域演算部の処理の流れを示すフローチャートである。 点反射からの受信データに対して受信フォーカスを実施した様子を表す図である。 スペックル領域の無数の散乱点の様子を表す図である。 スペックル領域の無数の散乱点に対して送信フォーカスを掛けて擬似的な点反射を形成した様子を表す図である。 設定音速毎のフォーカス指標を表すグラフである。 図１に示す超音波診断装置のライブモード時の処理の流れを示すフローチャートである。 （Ａ）～（Ｃ）は、図１に示す超音波診断装置における歪み補正を説明するための概念図である。 （Ａ）～（Ｃ）は、通常の超音波診断装置におけるＢモード画像の生成を説明するための概念図である。
　以下、本発明の超音波診断装置およびデータ処理方法について、添付の図面に示される好適実施例を基に、詳細に説明する。
　図１に、本発明のデータ処理方法を実施する、本発明の超音波診断装置の一例を、ブロック図で概念的に示す。
　図１に示す超音波診断装置１０は、通常の超音波診断装置と同様に、超音波プローブ１２と、超音波プローブ１２に接続される診断装置本体１３とを有して構成される。
　このような超音波診断装置１０は、超音波プローブ１２が、被検体に超音波ビームを送信すると共に、被検体によって反射された超音波エコーに応じた受信信号を診断装置本体１３に出力し、診断装置本体１３が、この受信信号を処理して、超音波画像を生成して表示する装置である。
　超音波プローブ１２は、被検体に当接させて使用するものであり、通常の超音波診断装置に用いられる振動子アレイ４２を有する。
　振動子アレイ４２は、１次元または２次元に配列された複数の超音波トランスデューサ（超音波送受信素子）を有する。超音波トランスデューサは、超音波画像の撮像の際に、それぞれ送信回路１４から供給される駆動信号に従って超音波ビームを被検体に送信すると共に、被検体によって反射された超音波エコーに応じた受信信号を出力する。
　各超音波トランスデューサは、例えば、ＰＺＴ（チタン酸ジルコン酸鉛）に代表される圧電セラミックや、ＰＶＤＦ（ポリフッ化ビニリデン）に代表される高分子圧電素子、ＰＭＮ－ＰＴ（マグネシウムニオブ酸・チタン酸鉛固溶体）に代表される圧電単結晶等からなる圧電体の両端に電極を形成した振動子によって構成される。
　振動子の電極に、パルス状または連続波の電圧を印加すると、印加された電圧に応じて圧電体が伸縮し、それぞれの振動子からパルス状または連続波の超音波が発生する。また、各振動子から発生した超音波は、各振動子の駆動の遅延に応じて合成されて（すなわち送信フォーカスされて）、超音波ビームが形成される。
　また、振動子は、被検体内で反射された超音波エコーが入射することで伸縮し、この伸縮の大きさ応じた電気信号を発生する。この電気信号はアナログ受信信号として、装置本体１３の受信回路１６に出力される。
　一方、診断装置本体１３（以下、装置本体１３とする）は、送信回路１４および受信回路１６と、画像生成部１８と、素子データメモリ２２と、着目領域演算部２４と、表示制御部３２と、表示部３４と、制御部３６と、操作部３８と、格納部４０とを有する。
　送信回路１４は、例えば、複数のパルサを有し、超音波プローブ１２の振動子アレイ４２の超音波トランスデューサに、駆動信号を供給する（駆動電圧を印加する）。
　送信回路１４は、制御部３６が選択した送信遅延パターンに基づいて、複数の超音波トランスデューサが送信する超音波が、目的とする超音波ビームを形成するように、駆動信号の遅延量（駆動電圧の印加タイミング）を調節する送信フォーカスを行って、駆動信号を超音波トランスデューサに供給する。これにより、超音波プローブ１２（振動子アレイ４２）から被検体に、目的とする超音波ビームが送信される。
　受信回路１６は、振動子アレイ４２の各超音波トランスデューサが出力したアナログの受信信号（アナログの電気信号）を増幅し、さらに、Ａ／Ｄ（アナログ／デジタル）変換して、デジタルの受信信号（ＲＦデータ）を生成する。以下、受信回路１６が生成した、このデジタルの受信信号を、素子データとも言う。
　受信回路１６は、生成した素子データを、画像生成部１８および素子データメモリ２２に供給する。
　ここで、前述のように、超音波の送信は、送信遅延パターンに応じて行われる。また、後述する信号処理部４６での素子データ（受信信号）の処理すなわち超音波画像の形成は、後述する環境音速が決定されていない状態では、受信遅延パターンに応じて行われる。
　送信遅延パターンとは、複数の超音波トランスデューサから送信される超音波によって所望の方向に超音波ビームを形成するために駆動信号に与えられる遅延時間のパターンデータである。他方、受信遅延パターンとは、複数の超音波トランスデューサによって受信される超音波によって所望の方向からの超音波エコーを抽出するために素子データに与えられる遅延時間のパターンデータである。
　複数の送信遅延パターンおよび受信遅延パターンは予め格納部４０に格納されている。制御部３６は、格納部４０に格納されている複数の送信遅延パターンおよび受信遅延パターンの中から１つの送信遅延パターンおよび受信遅延パターンを選択し、選択した送信遅延パターンおよび受信遅延パターンに従って、送信回路１４および信号処理部４６に制御信号を出力して、超音波の送受信制御を行う。
　画像生成部１８は、受信回路１６から供給された素子データ（受信信号）から、超音波画像を生成するものである。
　図１に示すように、画像生成部１８は、信号処理部４６、歪み補正部４７、ＤＳＣ４８、画像処理部５０、および、画像メモリ５２を有する。
　被検体内の超音波反射源と超音波トランスデューサとの間の距離は、各超音波トランスデューサで、それぞれ異なる。そのため、同じ超音波反射源であっても、各超音波トランスデューサに超音波エコーが到達する時間は、異なる。
　信号処理部４６は、制御部３６から供給された受信遅延パターンに応じた制御信号、あるいは、後述する着目領域演算部２４から供給される環境音速に基づいて、輝度画像の受信データにおける超音波エコーの到達時刻の差（遅延時間）を補正して受信フォーカス処理を行い、さらに所定の処理を行って、超音波画像（Ｂモード画像信号）を生成する。
　本実施形態の場合、信号処理部４６は、各超音波トランスデューサ毎の超音波エコーの到達時刻の差（遅延時間）に相当する分、各受信データを遅延し、遅延時間を与えた受信データを整合加算することによりデジタル的に受信フォーカス処理を行う。
　一例として、超音波診断装置１０には、受信遅延パターンに応じた受信フォーカス処理と、環境音速に応じた受信フォーカス処理とが、例えばモード等によって選択可能（切り替え可能）に構成されている。
　超音波診断装置１０では、モードの選択等によって、環境音速に応じた受信フォーカス処理が選択された場合には、素子データメモリ２２に素子データが記憶されたら、素子データメモリ２２から素子データを読み出して環境音速を決定して（リアルタイムで環境音速を決定して）、この環境音速を用いて、後述する図２に示す方法によって遅延時間の補正を行って、受信フォーカス処理を行う。環境音速の決定に関しては、後に詳述する。また、超音波診断装置１０は、環境音速に応じた受信フォーカス処理が選択された場合には、後述する環境音速を用いる座標変換による歪み補正も行う（歪み補正モード）。なお、本発明においては、環境音速に応じた受信フォーカス処理が選択された場合に、歪み補正を行うか否かも、モード等によって選択可能にしてもよい。
　他方、モードの選択等によって、受信遅延パターンに応じた受信フォーカス処理が選択された場合には、信号処理部４６は、公知の超音波診断装置と同様に、受信遅延パターンに応じて受信フォーカス処理を行う。
　ただし、本発明において、受信フォーカスは、これに限定はされず、各種の態様が利用可能である。
　例えば、操作者が関心領域（ＲＯＩ(Region of Interest)）を設定するまでは、公知の超音波診断装置と同様に、受信遅延パターンに応じて受信フォーカス処理を行い、ＲＯＩが設定されたら、環境音速を決定して、以降は、後述する図２に示す方法によって遅延時間の補正を行って、受信フォーカス処理を行うようにしてもよい。
　また、本発明において、環境音速に応じた受信フォーカス処理は、この方法に限定はされない。
　例えば、制御部３６が、環境音速に応じた受信遅延パターンを選択して、これに応じた制御信号を信号処理部４６に供給してもよい。あるいは、制御部３６が環境音速に応じて受信遅延パターンを補正して、補正した受信遅延パターンに応じた制御信号を信号処理部４６に供給してもよい。あるいは、信号処理部４６が、環境音速に応じて、制御部３６から供給された制御信号を補正して、受信フォーカス処理を行ってもよい。
　超音波反射源と異なる位置に別の超音波反射源がある場合には、別の超音波反射源からの受信信号は到達時刻が異なるので、信号処理部４６で加算することにより、別の超音波反射源からの受信信号の位相が打ち消し合う。これにより、超音波反射源からの受信信号が最も大きくなり、フォーカスが合う。受信フォーカス処理によって、超音波エコーの焦点が絞り込まれた受信データ（音線信号）が生成される。
　前述のように、受信遅延パターンを用いた受信フォーカス処理は、公知の超音波診断装置を同様に行えばよい。
　他方、環境音速に応じた受信フォーカス処理は、環境音速に応じて素子データ（受信信号）の遅延時間を補正して、行う。以下、信号処理部４６による素子受信データの遅延時間の補正について説明する。
　図２は、環境音速に基づいて、素子データの遅延時間を補正する様子を表す概念図である。本例では、同図に示すように、超音波プローブ１２が有する複数の超音波トランスデューサ（超音波送受信素子）が、同図中左右方向に一列に配列されている場合を考える。
　ここで、超音波トランスデューサの配列方向（方位方向）における各々の超音波トランスデューサの幅をＬとする。従って、配列方向の中心の超音波トランスデューサから端部に向かってｎ番目の超音波トランスデューサまでの距離はｎＬとなる。
　同図に示すように、超音波の反射点が、中心の超音波トランスデューサから配列方向に対して垂直な距離（深さ）ｄの位置に有るとする。この場合に、ｎ番目の超音波トランスデューサと反射点との間の距離（長さ）ｄnは、式（１）により算出される。
　ｄn＝（（ｎＬ）2＋ｄ2）1/2　…　（１）
　従って、環境音速Ｖを用いて、超音波が反射点からｎ番目の超音波トランスデューサで受信されるまでの時間ｔｎは、式（２）により算出される。
　ｔn＝ｄn／Ｖ＝（（nＬ）2＋ｄ2）1/2／Ｖ　…　（２）
　このように、各々の超音波トランスデューサと反射点との間の距離はそれぞれ異なる。そのため、この例の場合、同図上部のグラフに示すように、配列方向の端部側の超音波トランスデューサになればなるほど、時間ｔnは長くなる。
　つまり、ｎ番目の超音波トランスデューサで受信される超音波は、超音波が反射点から中心の超音波トランスデューサで受信されるまでの時間をｔ1とすると、中心の超音波トランスデューサで受信される超音波に対して、時間Δｔ＝ｔn－ｔ1だけ遅れる。信号処理部４６は、各々の超音波トランスデューサに対応する受信データについて、上記時間Δｔで表される遅延時間を補正する。この遅れた遅延時間Δｔを受信遅延パターンと呼ぶ。以上のように、各々の受信データの遅延時間Δｔは、反射点と超音波トランスデューサの幾何学的な配置から求めた距離と環境音速から算出される。
　なお、上記の例は、超音波プローブ１２がリニアプローブの場合であるが、コンベックスプローブの場合もプローブ形状が違うだけで考え方は同じである。
　また、信号処理部４６は、受信フォーカス処理を行った素子データに対し、所定のデータ処理を施す。
　本実施形態の場合、信号処理部４６は、超音波の反射位置の深度に応じて、距離による減衰の補正を施した後、包絡線検波処理を施すことにより、被検体内の組織に関する断層画像情報であるＢモード画像（Ｂモード画像信号）を生成する。Ｂモード画像（Ｂモード画像信号）とは、周知のように、超音波エコーの振幅を点の明るさ（輝度）により表した輝度画像の画像（画像信号）である。
　歪み補正部４７は、着目領域演算部２４から供給された環境音速に応じて、信号処理部４６が生成したＢモード画像の歪み補正を行う部位である。
　前述のように、信号処理部４６は、環境音速を決定した後は、環境音速に応じた受信フォーカス処理を行って、Ｂモード画像を生成する。しかしながら、環境音速は、被検体の内部でも、場所によって異なる場合が多い（被検体内には、音速分布が有る）。すなわち、反射点から超音波トランスデューサまでの超音波エコーの到達時間は、被検体の位置毎の環境音速によって、変動する。
　そのため、環境音速に応じた受信フォーカス処理を行っても、Ｂモード画像の各画素の位置は、被検体内の実際の位置とは異なる。すなわち、被検体内の音速分布によって、画像が歪んでしまう。
　これに対し、本発明においては、歪み補正部４７において、この被検体内の環境音速に応じて、座標変換を行うことにより、歪みの無いＢモード画像の生成を可能にしている。
　歪み補正部４７は、まず、着目領域演算部２４が決定した被検体内の２点以上における環境音速（本実施形態においては、後述する着目領域の内の２つ以上の着目領域における環境音速）に応じて、信号処理部４６が生成したＢモード画像の座標変換（Ｂモード画像の画素の並び替え）を行う。次いで、歪み補正部４７は、補間によって所定の画素位置の画素信号を生成し、歪み補正を行ったＢモード画像を生成して、ＤＳＣに４８供給する。
　歪み補正部４７に関しては、後に詳述する。
　なお、後に詳述するが、本実施形態においては、環境音速は、後述する着目領域が設定された後に、決定される。
　従って、信号処理部４６は、前述のように、着目領域の設定前すなわち環境音速の決定前は、環境音速を用いず、受信遅延パターンに応じた制御信号に基づいて、受信フォーカス処理を行う。また、後述する歪み補正部４７は、着目領域の設定前すなわち環境音速の決定前は、Ｂモード画像（超音波画像）の歪み補正を行わない。
　信号処理部４６によって生成され、歪み補正部４７によって歪み補正を行われたＢモード画像は、通常のテレビジョン信号の走査方式とは異なる走査方式によって得られたものである。
　このため、ＤＳＣ（digital scan converter）４８は、制御部３６の制御の下で、信号処理部４６で生成されたＢモード画像信号を通常の画像信号に変換する。一例として、ＤＳＣ４８は、Ｂモード画像信号を、テレビジョン信号の走査方式（例えば、ＮＴＳＣ方式）に従う画像信号に変換（ラスター変換）する。
　画像処理部５０は、ＤＳＣ４８から入力されるＢモード画像信号に階調処理等の各種の必要な画像処理を施した後、画像処理後のＢモード画像信号を画像メモリ５２に格納すると共に、表示制御部３２に出力する。
　表示制御部３２は、画像処理部５０によって画像処理が施されたＢモード画像信号に基づいて、表示部３４に超音波診断画像を表示させる。
　表示部３４は、例えば、ＬＣＤ等のディスプレイ装置であり、表示制御部３２の制御の下で、超音波診断画像（動画／静止画）および各種の設定画面等を表示する。
　素子データメモリ２２は、受信回路１６から供給される素子データ（デジタルの受信信号）を、順次、格納する。また、素子データメモリ２２は、制御部３６から入力されるフレームレートに関する情報（例えば、超音波の反射位置の深度、走査線の密度、視野幅を示すパラメータ）を、上記の素子データに関連付けて格納する。
　素子データメモリ２２に格納された素子データおよびフレームレートに関する情報は、信号処理部４６および着目領域演算部２４に供給される。
　着目領域演算部２４は、素子データを解析して、被検体内の２点以上（好ましくは後述する着目領域の２つ以上）において、環境音速を算出する。
　後述するが、本実施形態では、着目領域演算部２４は、少なくとも１つの着目領域を設定して、素子データメモリ２２から、設定した着目領域の素子データ（デジタルの受信信号）を読み出す。さらに、着目領域演算部２４は、この素子データを受信フォーカス処理してフォーカス指標を算出し、このフォーカス指標を用いて、着目領域の環境音速を決定する。
　着目領域演算部２４は、算出した環境音速を信号処理部４６および歪み補正部４７に出力する。
　なお、本発明においては、着目領域演算部２４が設定した着目領域ではなく、予め設定された複数の位置（領域）や、操作者が任意に入力した複数の位置等を着目領域として、後述する着目領域の処理と同様な処理を行ってもよい。
　ここで、着目領域演算部２４は、２以上の着目領域を設定するのが好ましく、深度方向（超音波の送受信方向）に２以上、および／または、方位方向（アジマス方向）に２以上で、着目領域を設定するのが、より好ましい。
　また、着目領域演算部２４は、設定した着目領域の内の少なくとも２つの着目領域で音速を決定するのが好ましく、深度方向に２つ以上、および／または、方位方向に２つ以上の着目領域で音速を決定するのが、より好ましく、全ての着目領域で音速を決定するのが、さらに好ましい。中でも、Ｂモード画像の全画素に対応して着目領域を設定し、環境音速の決定を、Ｂモード画像の全画素に対応して行うのが、特に好ましい。
　制御部３６は、医師などの操作者により操作部３８から入力された指示に基づいて超音波診断装置１０各部の制御を行う。また、制御部３６は、前述のように、格納部４０に記憶されている送信遅延パターンおよび受信遅延パターンの選択を行い、選択したパターンに応じた制御信号を、送信回路１４および信号処理部４６に制御信号を出力して、超音波の送受信制御を行う。
　操作部３８は、操作者からの指示入力を受け付ける入力デバイスであり、例えば、キーボード、マウス、トラックボール、タッチパネルを用いることができる。
　格納部４０は、制御部３６が超音波診断装置１０の各部の制御を実行するための動作プログラム、送信遅延パターンおよび受信遅延パターン等を格納するもので、ハードディスク、フレキシブルディスク、ＭＯ、ＭＴ、ＲＡＭ、ＣＤ－ＲＯＭ、ＤＶＤ－ＲＯＭ等の記録媒体を用いることができる。
　なお、信号処理部４６、ＤＳＣ４８、画像処理部５０、表示制御部３２および着目領域演算部２４は、ＣＰＵ（コンピュータ）と、ＣＰＵに各種の処理を実行させるための動作プログラムとから構成されるが、それらをデジタル回路で構成してもよい。
　次に、着目領域演算部２４の詳細について説明する。
　図３は、図１に示す着目領域演算部の構成を表すブロック図である。
　図３に示すように、着目領域演算部２４は、着目領域設定部６０、送信フォーカス制御部６２、設定音速指定部６４、フォーカス指標算出部６６および環境音速決定部６８を有する。
　着目領域設定部６０は、制御部３６からの指示に応じて、Ｂモード画像上（超音波画像上）において着目領域を設定するものである。
　本実施形態において、着目領域設定部６０は、Ｂモード画像の画面全体を格子状に分割して、その個々を着目領域とする。この分割の数（格子の数）は、予めデフォルトで設定されていても良く、操作者が方位方向および／または深度方向で任意に設定できるようにしてもよい。また、分割数がデフォルトで設定されている場合には、画像サイズ毎や観察部位毎に、異なる設定を有してもよい。さらに、予め複数の分割数を設定しておき、操作者が選択できるようにしてもよい。
　あるいは、画面全体ではなく、予め設定された、もしくは、複数の選択肢から選択された、画面の一部分について格子状に分割して、その個々を着目領域としてもよい。また、画面全体ではなく、操作者が設定したＲＯＩに対応して、着目領域を設定してもよい。なお、画面の一部分やＲＯＩ内で着目領域を設定する場合にも、分割は、前述の画面全体と同様に行えばよい。また、画面全体での着目領域の設定と、ＲＯＩ内での着目領域の設定とを、操作者が選択できるようにしてもよい。
　また、分割する形状は格子状に限らず、例えば、コンベックスプローブによる超音波画像のような扇形のＢモード画像であれば、分割する形状もこれに合わせて扇形にしても良い。この場合も着目領域は１つに限らず、複数設定するのが好ましい。
　いずれにしても、２以上の着目領域を設定するのが好ましく、深度方向に２以上および／または方位方向に２以上、着目領域を設定するのがより好ましいのは、前述のとおりである。
　なお、着目領域は、画像が大きく変動した場合（画像特徴量の変動値が閾値を超えた場合など）、観察倍率の変更や観察深度の変更などの観察条件の変更が行われた場合等に、変更あるいは更新してもよく、着目領域の変更あるいは更新を、操作者が指示できるようにしてもよい。
　送信フォーカス制御部６２は、設定された着目領域に対して送信回路１４が送信フォーカスを実行するように制御部３６に送信フォーカス指示を行うものである。
　設定音速指定部６４は、制御部３６の制御に基づき、環境音速の決定を行う際に、受信データに対して受信フォーカスを実行するための設定音速を指定するものである。
　フォーカス指標算出部６６は、素子データメモリ２２から着目領域の受信データを読み出し、設定音速指定部６４が指定した複数の設定音速毎に受信データに対して受信フォーカスを行い、受信データのフォーカス指標を算出するものである。
　環境音速決定部６８は、複数の設定音速毎のフォーカス指標に基づき、着目領域の環境音速を決定するものである。
　ここで、前述のように、本発明においては、設定した着目領域の内の少なくとも２つの着目領域で音速を決定するのが好ましく、深度方向に２つ以上および／または方位方向に２つ以上の着目領域で音速を決定するのが、より好ましい。本実施形態においては、特に好ましい態様として、設定した全ての着目領域において、環境音速を決定する。
　次に、図４のフローチャートを参照して、着目領域演算部２４の動作を説明する。図４は、図３に示す着目領域演算部２４の処理の流れを示すフローチャートである。
　図４に示すように、着目領域演算部２４では、制御部３６からの指示に応じて、着目領域設定部６０が、着目領域を設定する（ステップＳ１０）。
　この着目領域の設定に応じて、送信フォーカス制御部６２は、設定された着目領域に対して送信回路１４が送信フォーカスを実行するように、制御部３６に送信フォーカス指示を行う。
　次に、着目領域演算部２４では、設定音速指定部６４にて、設定音速Ｖの開始音速Ｖｓｔと終了音速Ｖｅｎｄを設定（ステップＳ２０）し、設定音速Ｖに開始音速Ｖｓｔをセットする（ステップＳ３０）。
　開始音速Ｖｓｔおよび終了音速Ｖｅｎｄを含む設定音速は、予めデフォルトで設定されていてもよく、あるいは、開始音速Ｖｓｔおよび終了音速Ｖｅｎｄのみを操作者が任意に入力して、間の刻み幅（所定ステップ音速量ΔＶ）のみがデフォルトで設定されていてもよく、あるいは、操作者が任意に入力するようにしてもよい。また、設定音速や、その刻み幅がデフォルトで設定される場合には、観察部位や性別等に応じて、複数種類の設定音速が設定され、操作者が、適宜、選択できるようにしてもよい。
　本例においては、一例として、開始音速Ｖｓｔとして１４１０ｍ／ｓｅｃが、終了音速Ｖｅｎｄとして１５７０ｍ／ｓｅｃが設定され、それに応じて、所定の刻み幅として、４０ｍ／ｓｅｃの間隔で各設定音速が設定されたとする。
　図５に示すように、点反射からの受信データに対しては、受信フォーカスを実施した際に強度やシャープネスを解析することのできる受信データを取得できる。しかしながら、図６に示すように、スペックル領域の無数の散乱点に対してはピーク値と方位方向の空間周波数が干渉によって崩れてしまい、受信フォーカスを実施した際に強度やシャープネスを解析することのできる受信データを取得することが困難となる。
　そこで、着目領域演算部２４は、図７に示すように、スペックル領域の無数の散乱点に対して送信フォーカスを掛けることによって擬似的な点反射を形成し、取得した超音波トランスデューサ位置の受信データに対して受信フォーカスを実施し、強度やシャープネスを解析する点反射と同様な方法によって、スペックル領域においても環境音速を求める。
　すなわち、着目領域演算部２４では、着目領域設定部６０が設定した設定した着目領域に送信回路１４が送信フォーカスを実行するように、送信フォーカス制御部６２から制御部３６に送信フォーカス指示を行い、送信フォーカス位置を擬似的な点反射とする（ステップＳ４０）。
　そして、着目領域演算部２４は、フォーカス指標算出部６６にて、素子データメモリ２２から環境音速を決定する位置（着目領域）に対応する素子データを読み出し、設定音速指定部６４が指定した複数の設定音速毎に素子データに対して受信フォーカスして、素子データのフォーカス指標を算出する（ステップＳ５０）。
　なお、このフォーカス指針の算出は、少なくとも一部の素子データを、受信回路１６から、直接、取得して行ってもよい。
　ここで、図５の点反射の素子データの場合には、図８に示すように、ピーク値と方位方向（横位置）の空間周波数に設定音速による変化傾向が見られるが、図６に示すように、送信フォーカスを掛けることによって擬似的な点反射を形成した時の素子データの場合も、図８に示す傾向が見られる。
　そのため、着目領域演算部２４は、フォーカス指標算出部６６にて積分値、２乗積分値、ピーク値、コントラスト、半値幅、周波数スペクトル積分、最大値や直流成分で規格化された周波数スペクトル積分値や２乗積分値、自己相関値等をフォーカス指標として算出する（図８の場合、設定音速＝Ａｍｐ１４９０ｍ／ｓｅｃのときのフォーカス指標が最大となる）。
　次に着目領域演算部２４は、設定音速指定部６４にて、設定音速Ｖが終了音速Ｖｅｎｄに達したかどうか判定し（ステップＳ６０）、設定音速Ｖが終了音速Ｖｅｎｄ未満ならば（ステップＳ６０で“Ｎｏ”）、所定ステップ音速量ΔＶ、すなわち本例では４０ｍ／ｓｅｃを設定音速Ｖに加算して（ステップ７０）、ステップＳ４０に戻る。
　このルーチンを繰り返し、設定音速Ｖが終了音速Ｖｅｎｄに達したと判定すると（ステップＳ６０で“Ｙｅｓ”）、ステップＳ８０に進む。
　そして、着目領域演算部２４は、ステップＳ８０において、環境音速決定部６８にて、複数の設定音速毎のフォーカス指標に基づき、例えば、最も高いフォーカス指標の設定音速を着目領域の環境音速とするなどして、着目領域の環境音速を決定し、決定した環境音速を信号処理部４６および歪み補正部４７に出力する（図８の場合、最も高いフォーカス指標の設定音速＝Ａｍｐ１４９０ｍ／ｓｅｃが環境音速となる）。
　すなわち、環境音速とは、超音波プローブ１２（振動子アレイ４２（超音波トランスデューサ））から、或る注目点までの音速が一定であると仮定した際の、超音波プローブ１２と注目点との間の領域の平均的な音速である。
　前述のように、着目領域演算部２４は、設定した全ての着目領域において、このような環境音速の決定を行う。
　このように、超音波診断装置１０では、スペックル領域の無数の散乱点に対して送信フォーカスを掛けて擬似的な点反射とし、複数の設定音速毎のフォーカス指標を生成し、複数の設定音速毎のフォーカス指標に基づき、着目領域の環境音速を決定する。そのため、スペックル領域を含む着目領域の環境音速を点反射レベルにて適正に決定することが可能となり、高精度の超音波画像を構築することができる。
　なお、環境音速の決定方法は、上記方法に限定はされず、公知の各種の方法が利用可能である。
　次に、超音波診断装置１０の動作を説明することにより、歪み補正部４７ならびに本発明の超音波診断装置およびデータ処理方法に関して、詳細に説明する。
　超音波診断装置１０は、ライブモードと素子データメモリ再生モードという２つの動作モードを有する。
　まず、図９に示すフローチャートを参照して、ライブモード時における超音波診断装置１０の動作を説明する。図９は、図１に示す超音波診断装置のライブモード時の処理の流れを示すフローチャートである。
　ライブモードは、被検体に超音波プローブ１２を当接させて超音波の送受信を行うことによって得られた超音波画像（動画）の表示を行うモードである。
　ライブモードでは、超音波プローブ１２が被検体に当接され、操作者による操作部３８からの指示入力により超音波診断が開始される。
　超音波診断が開始されると、制御部３６は、操作者による操作部３８からの指示入力に応じて、送信条件等の設定を行う。すなわち、超音波トランスデューサ毎の超音波ビームの送信方向と超音波エコーの受信方向の設定、超音波ビームの送信方向に応じて送信遅延パターンの選択、超音波エコーの受信方向に応じて受信遅延パターンの選択等を行う（ステップＳ１００）。
　また、制御部３６は、環境音速に応じた受信フォーカス処理（歪み補正モード）と、受信遅延パターンに応じた受信フォーカス処理が選択されたかの確認を行う（ステップＳ２００）。環境音速に応じた受信フォーカス処理が選択（ステップＳ２００で“Ｙｅｓ”）された場合には、制御部３６は、設定した送信条件を着目領域演算部２４の着目領域設定部６０に送る。着目領域設定部６０は、この送信条件（超音波ビームの送信間隔や送信を行う超音波トランスデューサの数など）に応じて、前述のように、生成するＢモード画像全体を格子状に分割して着目領域を設定する（ステップＳ１１０）。着目領域設定部６０は、さらに、着目領域の送信フォーカスを行うように送信フォーカス制御部６２に指示を出す。
　送信フォーカス制御部６２は、これに応じて、制御部３６に、設定された着目領域に対して送信回路１４が送信フォーカスを実行するように送信フォーカス指示を行う。
　制御部３６は、選択した送信遅延パターンおよび受信遅延パターン、ならびに、設定された着目領域に従って、送信回路１４および信号処理部４６に制御信号を出力して超音波の送受信制御を行う。
　なお、受信遅延パターンに応じた受信フォーカス処理が選択（ステップＳ２００で“Ｎｏ”）された場合には、制御部３６は、通常のＢモード画像の生成と同様に、選択した送信遅延パターンに応じた送信フォーカス処理および受信遅延パターンに応じた受信フォーカス処理を行って、Ｂモード画像を生成する。従って、この際には、環境音速の決定および歪み補正部４７での歪み補正は行わない（ステップＳ２１０）。
　着目領域への送信フォーカスの指示に応じて、送信回路１４は、選択された送信遅延パターンおよび着目領域に基づいて、各超音波トランスデューサの駆動信号の送信フォーカスを行って、複数の超音波トランスデューサから被検体へ超音波ビームを送信させる（ステップＳ１２０）。
　そして、被検体（超音波反射源）からの超音波エコーが、複数の超音波トランスデューサに入射する。超音波トランスデューサは、入射した超音波エコーに応じたアナログの受信信号（電気信号）を、受信回路１６に出力する。受信回路１６は、各超音波トランスデューサから供給されたアナログの受信信号を増幅して、Ａ／Ｄ変換して、素子データ（デジタルの受信信号）を生成する（ステップＳ１３０）。
　素子データは、画像生成部１８の信号処理部４６および素子データメモリ２２に供給される。
　素子データメモリ２２は、供給された素子データと、制御部３６から入力されるフレームレートに関する情報とを、関連付けして記憶する。
　他方、超音波ビームの送信開始と並行して、着目領域を設定した着目領域演算部２４では、前述のように、制御部３６からの指示に応じて、設定音速指定部６４が、開始音速Ｖｓｔおよび終了音速Ｖｅｎｄを設定する。さらに、素子データが素子データメモリ２２に記憶されると、フォーカス指標算出部６６は、素子データメモリ２２から着目領域の素子データを読み出してフォーカス指標を算出し、このフォーカス指標を用いて、環境音速決定部６８が、環境音速を決定する（ステップＳ１４０）。
　環境音速決定部６８は、決定した環境音速を、信号処理部４６および歪み補正部４７に供給する。
　ここで、本発明においては、設定した着目領域の内の少なくとも２つで音速を決定するのが好ましく、深度方向に２つ以上、方位方向に２つ以上の着目領域で音速を決定するのが、より好ましい。
　前述のように、本実施形態においては、特に好ましい態様として、この環境音速の決定は、設定した着目領域の全てで行う。
　本発明においては、素子データメモリ２２に素子データを記憶することによって、実際の被検体からの超音波エコーの受信信号である素子データを用いて、このような多数点での環境音速の決定を、可能にしている。
　なお、この環境音速の決定は、着目領域が設定（変更）されたら１回だけ行ってもよく、あるいは、画像が大きく変動した場合（画像特徴量の変動値が閾値を超えた場合など）に環境音速を更新してもよく、あるいは、適宜決定した所定フレーム数毎に、環境音速の更新を行うようにしてもよい。
　環境音速が決定され（ステップＳ１４０）、信号処理部４６に供給されると、信号処理部４６は、図２に示す、環境音速を用いた受信フォーカス処理を行い、環境音速補正を施した受信フォーカスを行ったＢモード画像を生成して、歪み補正部４７に送る（ステップＳ１５０）。
　歪み補正部４７は、供給されたＢモード画像に、供給された環境音速に応じた歪み補正を行う（ステップＳ１６０）。
　例えば、図１１（Ａ）に概念的に示すようなＢモード画像において、深度方向の１つのラインＩの素子データは、図１１（Ｂ）に概念的に示すように、時間ｔ1、ｔ2…に対応するデータである。
　信号処理部４６では、この時間ｔ1、ｔ2…に対応して、環境音速Ｖを考慮した受信フォーカス処理を施して、Ｂモード画像を生成する。ここで、素子データの位置的な単位は時間であるため、信号処理部４６では、環境音速Ｖを用いて、図１１（Ｃ）に概念的に示すように、Ｖｔ1／２、Ｖｔ2／２…のように、距離（位置）に変換して、Ｂモード画像を生成する。
　ここで、被検体内（それぞれの着目領域）における環境音速は、場所によって異なる場合も多い。すなわち、被検体内には、環境音速の分布が有る。例えば、血管の観察を行う場合には、血管前壁よりも深度が浅い組織（超音波プローブ側）と、血管前壁内部と、血管内腔とでは、環境音速が異なる。
　従って、反射点から超音波トランスデューサまでの超音波エコーの到達時間は、被検体の位置毎の環境音速によって、変動する。
　しかしながら、従来の超音波診断装置では、１つの環境音速Ｖのみを用いてＢモード画像を生成しているので、実際の被検体に対して、歪んだ画像になってしまっている。
　これに対して、本発明の超音波診断装置１０は、画像生成部１８が、歪み補正部４７を有し、此処で、環境音速に応じた座標変換を行って、音速分布に起因するＢモード画像の歪みを補正する。
　すなわち、歪み補正部４７では、まず、図１０（Ａ）に概念的に示す、信号処理部４６が生成したＢモード画像の各画素の時間ｔ1、ｔ2…に対応して、各画素（各サンプリング点）が位置する着目領域の環境音速Ｖ1、Ｖ2…を用いて座標変換を行う。例えば、図１０（Ｂ）に概念的に示すように、Ｖ1ｔ1／２、Ｖ2ｔ2／２…のように、時間ｔを距離に変換して、輝度画像を生成する。
　ここで、被検体内には、環境音速の分布が有るので、生成した輝度画像の各画素（サンプリング点）は、図１０（Ｂ）に示すように、間隔が異なる。
　これに応じて、歪み補正部４７は、補間を行って、図１０（Ｃ）に概念的に示すように、画素の間隔が一定の歪み補正済のＢモード画像を生成する。
　従って、本発明によれば、被検体内の環境温度の分布に起因する歪みが無い、高画質な超音波画像を生成することができ、従って、超音波画像を用いた、より正確な診断を行うことが可能となる。
　なお、歪み補正部４７で行う補間の方法には、特に限定はなく、線型補間やスプライン補間などの公知の補間方法が、各種、利用可能である。
　また、信号処理部４６が生成したＢモード画像の全ての画素に対応する環境音速が無い場合には、周辺画素（周辺の着目領域）の環境音速を補間することにより、画素（サンプリング点）の環境音速を決定すればよい。この補間による環境音速の決定は、着目領域演算部２４で行っても、歪み補正部４７で行ってもよい。
　また、本発明の超音波診断装置は、このような歪み補正部４７の機能を、Ｂモード画像を生成する信号処理部４６が内蔵してもよい。
　すなわち、信号処理部４６に環境音速が供給された後は、信号処理部４６でのＢモード画像の生成の際における時間－距離変換の際に、各画素（サンプリング点）が対応する環境音速を用いて距離を計算して輝度画像を生成し、Ｂモード画像の画素に応じた補間を行って、Ｂモード画像を生成するようにしてもよい。
　歪み補正部４７は、環境音速に応じた歪み補正を行ったＢモード画像を、ＤＳＣ４８に供給する。
　ＤＳＣ４８は、Ｂモード画像を、例えばテレビジョン方式の画像信号に変換して画像処理部５０に供給する。画像処理部５０は、供給されたＢモード画像に所定の処理を施す。
　画像処理部５０が処理したＢモード画像は、画像メモリ５２に記憶され、また、表示制御部３２による制御の下、表示部３４に表示される。これにより、歪み補正を行われたＢモード画像が、表示部３４に表示される（ステップＳ１７０）。
　また、このようなライブモードのＢモード画像（動画）の表示中に、フリーズボタンが押下されると、フリーズボタン押下時に表示されているＢモード画像が、表示部３４に静止画として表示される。
　これにより、操作者は、静止画によってＢモード画像を詳細に観察することができる。
　次に、素子データメモリ再生モード時における超音波診断装置１０の動作を説明する。
　素子データメモリ再生モードは、素子データメモリ２２に格納されている受信データに基づいて、超音波画像の表示を行うモードである。
　操作部３８からの指示入力により、制御部３６は、超音波診断装置１０の動作モードを素子データメモリ再生モードに切り替える。
　素子データメモリ再生モードの場合、制御部３６は、素子データメモリ２２から受信データを読み出して、画像生成部１８の信号処理部４６に送信する。これ以後の動作はライブモードの場合と同様である。これにより、素子データメモリ２２に格納された受信データに基づく超音波画像（動画または静止画）が表示部３４に表示される。
　以上、本発明の超音波診断装置およびデータ処理方法について詳細に説明したが、本発明は上述の例に限定はされず、本発明の要旨を逸脱しない範囲において、各種の改良や変更を行ってもよいのは、もちろんである。
　１０　超音波診断装置
　１２　超音波プローブ
　１３　装置本体
　１４　送信回路
　１６　受信回路
　１８　画像生成部
　２２　素子データメモリ
　２４　着目領域演算部
　３２　表示制御部
　３４　表示部
　３６　制御部
　３８　操作部
　４０　格納部
　４２　振動子アレイ
　４６　信号処理部
　４７　歪み補正部
　４８　ＤＳＣ
　５０　画像処理部
　５２　画像メモリ
　６０　着目領域設定部
　６２　送信フォーカス制御部
　６４　設定音速指定部
　６６　フォーカス指標算出部
　６８　環境音速決定部

Claims (16)

  1. 　超音波を送信し、被検体によって反射された超音波エコーを受信して、受信した超音波エコーに応じたアナログ受信信号を出力する超音波トランスデューサを、複数、有する超音波プローブと、
    　前記超音波トランスデューサが出力したアナログ受信信号をＡ／Ｄ変換して、デジタル受信信号とするＡＤ変換手段と、
    　前記デジタル受信信号を記憶する記憶手段と、
    　前記ＡＤ変換手段が変換したデジタル受信信号、もしくは、前記記憶手段から読み出したデジタル受信信号を用いて、前記被検体内の複数点における音速を決定する音速決定手段と、
    　前記ＡＤ変換手段が変換したデジタル受信信号、もしくは、前記記憶手段から読み出したデジタル受信信号に、少なくとも受信フォーカス処理を施して、前記被検体の輝度画像を生成する信号処理手段と、
    　前記信号処理手段が生成した輝度画像に対して、前記音速決定手段が決定した音速に基づいて座標変換を行う座標変換手段とを有することを特徴とする超音波診断装置。
  2. 　前記座標変換手段が行う座標変換が、時間－距離変換である請求項１に記載の超音波診断装置。
  3. 　前記座標変換手段は、座標変換を行った輝度画像の画素を補間することにより、座標変換前の輝度画像に対応する画素位置を有する補正画像を生成する請求項１または２に記載の超音波診断装置。
  4. 　少なくとも１つの着目領域を設定する着目領域設定手段と、前記超音波プローブに、前記設定された着目領域に対応する超音波の送受信を行わせる送受信制御手段とを有し、
    　かつ、前記音速決定手段は、前記着目領域のデジタル受信信号を受信フォーカスするための設定音速を、複数、設定するための設定音速指定手段、および、前記設定音速毎に前記着目領域のデジタル受信信号を受信フォーカスして、前記着目領域における輝度画像のフォーカス指標を算出するフォーカス指標算出手段を有し、このフォーカス指標を用いて、前記着目領域の音速を決定するものである請求項１～３のいずれかに記載の超音波診断装置。
  5. 　前記信号処理手段は、前記音速決定手段が算出した音速を用いて前記受信フォーカス処理を行う請求項１～４のいずれかに記載の超音波診断装置。
  6. 　前記着目領域設定手段は、深度方向の２箇所以上、および、方位方向の２箇所以上の少なくとも一方で、前記着目領域を設定する請求項４または５に記載の超音波診断装置。
  7. 　前記着目領域設定手段は、２以上の着目領域を設定するものであり、
    　前記音速決定手段は、前記着目領域設定手段が設定した２以上の着目領域において、着目領域毎に音速を決定する請求項４～６のいずれかに記載の超音波診断装置。
  8. 　前記音速決定手段は、前記信号処理手段が生成する輝度画像の全画素に対応して、前記音速を決定する請求項１～７のいずれかに記載の超音波診断装置。
  9. 　被検体に超音波を送信し、被検体によって反射された超音波エコーに応じたアナログ受信信号を得るステップ、
    　このアナログ受信信号をＡ／Ｄ変換してデジタル受信信号とするステップ、
    　前記デジタル受信信号を記憶するステップ、
    　前記ＡＤ変換したデジタル受信信号、もしくは、前記記憶したデジタル受信信号を用いて、前記被検体内の複数点における音速を決定するステップ、
    　前記ＡＤ変換したデジタル受信信号、もしくは、前記記憶したデジタル受信信号に対して、少なくとも受信フォーカス処理を施して前記被検体の輝度画像を生成するステップ、
    　および、前記生成した輝度画像に対して、前記決定した音速に基づいて座標変換を行うステップを有することを特徴とするデータ処理方法。
  10. 　前記座標変換が、時間－距離変換である請求項９に記載のデータ処理方法。
  11. 　前記座標変換を行った輝度画像の画素を補間することにより、座標変換前の輝度画像に対応する画素位置を有する補正画像を生成するステップを有する請求項９または１０に記載のデータ処理方法。
  12. 　少なくとも１つの着目領域を設定して、かつ、設定した前記着目領域に対応する超音波の送受信を行うステップを有し、
    　かつ、前記音速を決定するステップでは、前記着目領域のデジタル受信信号を受信フォーカスするための設定音速を、複数、設定し、各設定音速毎に前記着目領域のデジタル受信信号を受信フォーカスして、前記着目領域における輝度画像のフォーカス指標を算出し、このフォーカス指標を用いて、前記着目領域の音速を決定する請求項９～１１のいずれかに記載のデータ処理方法。
  13. 　前記被検体の輝度画像を生成するステップでは、前記決定した音速を用いて前記受信フォーカス処理を施す請求項９～１２のいずれかに記載のデータ処理方法。
  14. 　前記着目領域の設定を行うステップでは、深度方向の２箇所以上、および、方位方向の２箇所以上の少なくとも一方で、前記着目領域を設定する請求項１２または１３に記載のデータ処理方法。
  15. 　前記着目領域の設定を行うステップでは、２以上の着目領域を設定するものであり、
    　前記音速を決定するステップでは、前記設定した着目領域の２以上において音速を決定する請求項１２～１４のいずれかに記載のデータ処理方法。
  16. 　前記超音波を設定するステップでは、前記生成した輝度画像の全画素に対応して、前記音速を決定する請求項９～１５のいずれかに記載のデータ処理方法。
PCT/JP2013/064458 2012-05-25 2013-05-24 超音波診断装置およびデータ処理方法 WO2013176245A1 (ja)

Priority Applications (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
CN201380027102.6A CN104349719A (zh) 2012-05-25 2013-05-24 超声波诊断装置及数据处理方法
US14/551,692 US9895134B2 (en) 2012-05-25 2014-11-24 Ultrasound diagnostic apparatus and data processing method

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2012120009A JP5976399B2 (ja) 2012-05-25 2012-05-25 超音波診断装置およびデータ処理方法
JP2012-120009 2012-05-25

Related Child Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
US14/551,692 Continuation US9895134B2 (en) 2012-05-25 2014-11-24 Ultrasound diagnostic apparatus and data processing method

Publications (1)

Publication Number Publication Date
WO2013176245A1 true WO2013176245A1 (ja) 2013-11-28

Family

ID=49623925

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
PCT/JP2013/064458 WO2013176245A1 (ja) 2012-05-25 2013-05-24 超音波診断装置およびデータ処理方法

Country Status (4)

Country Link
US (1) US9895134B2 (ja)
JP (1) JP5976399B2 (ja)
CN (1) CN104349719A (ja)
WO (1) WO2013176245A1 (ja)

Families Citing this family (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP6006249B2 (ja) * 2014-03-24 2016-10-12 富士フイルム株式会社 音響波処理装置、音響波処理装置の信号処理方法およびプログラム
CN103995483B (zh) * 2014-05-07 2016-05-18 北京爱信德科技有限公司 一种超声波换能器的控制方法、装置以及系统
EP3395257A4 (en) * 2015-12-24 2019-08-07 Olympus Corporation ULTRASONIC OBSERVATION DEVICE, METHOD OF OPERATING THE ULTRASONIC OBSERVATION DEVICE AND A PROGRAM FOR OPERATING THE ULTRASONIC OBSERVATION DEVICE
US10600402B2 (en) 2017-05-18 2020-03-24 Elwha Llc Systems and methods for acoustic mode conversion

Citations (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH07262359A (ja) * 1994-03-23 1995-10-13 Japan Radio Co Ltd 画像補間方法
JP2009061086A (ja) * 2007-09-06 2009-03-26 Fujifilm Corp 超音波診断装置、並びに、画像処理方法及びプログラム
JP2009279306A (ja) * 2008-05-26 2009-12-03 Fujifilm Corp 超音波診断装置
JP2010017530A (ja) * 2008-06-13 2010-01-28 Canon Inc 超音波装置及びその制御方法
JP2010167257A (ja) * 2008-12-25 2010-08-05 Canon Inc 生体情報取得装置
JP2011092686A (ja) * 2009-09-30 2011-05-12 Fujifilm Corp 超音波診断装置及びその信号処理方法
JP2012075747A (ja) * 2010-10-04 2012-04-19 Toshiba Corp 画像処理装置及びプログラム

Family Cites Families (11)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4214269A (en) * 1979-03-09 1980-07-22 Advanced Technology Laboratories, Inc. Real time digital scan converter
US4627291A (en) * 1983-06-06 1986-12-09 Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. Position sensing apparatus for an object to be measured
US5797844A (en) * 1995-08-23 1998-08-25 Kabushiki Kaisha Toshiba Method and apparatus for ultrasonic imaging and ultrasonic image processing
US5902244A (en) * 1997-02-05 1999-05-11 Olympus Optical Co., Ltd. Ultrasonic diagnosis apparatus including simple digital scan converter
US5860925A (en) * 1997-06-27 1999-01-19 Siemens Medical Systems, Inc. Ultrasound scan conversion method
US6315731B1 (en) * 1999-03-31 2001-11-13 Olympus Optical Co., Ltd. Ultrasonic diagnostic apparatus capable of functional addition
CN101371789A (zh) * 2007-08-22 2009-02-25 深圳迈瑞生物医疗电子股份有限公司 实时计算波束合成聚焦延迟参数的方法及装置
JP5190248B2 (ja) 2007-10-24 2013-04-24 日立アロカメディカル株式会社 超音波診断装置
CN101467895B (zh) * 2007-12-29 2013-03-27 深圳迈瑞生物医疗电子股份有限公司 连续多普勒超声系统中聚焦计算的实现方法与设备
CN101664321B (zh) * 2009-09-07 2011-06-15 无锡祥生科技有限公司 组织声速实时可调的超声诊断设备及其波束合成方法
EP2554121A4 (en) * 2010-03-31 2014-10-22 Fujifilm Corp METHOD AND DEVICE FOR DETERMINING FOCUS INFORMATION AND METHOD AND DEVICE FOR DETECTING THE SPEED OF ENVIRONMENTAL LENGTH

Patent Citations (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH07262359A (ja) * 1994-03-23 1995-10-13 Japan Radio Co Ltd 画像補間方法
JP2009061086A (ja) * 2007-09-06 2009-03-26 Fujifilm Corp 超音波診断装置、並びに、画像処理方法及びプログラム
JP2009279306A (ja) * 2008-05-26 2009-12-03 Fujifilm Corp 超音波診断装置
JP2010017530A (ja) * 2008-06-13 2010-01-28 Canon Inc 超音波装置及びその制御方法
JP2010167257A (ja) * 2008-12-25 2010-08-05 Canon Inc 生体情報取得装置
JP2011092686A (ja) * 2009-09-30 2011-05-12 Fujifilm Corp 超音波診断装置及びその信号処理方法
JP2012075747A (ja) * 2010-10-04 2012-04-19 Toshiba Corp 画像処理装置及びプログラム

Also Published As

Publication number Publication date
US9895134B2 (en) 2018-02-20
JP2013244202A (ja) 2013-12-09
US20150112198A1 (en) 2015-04-23
CN104349719A (zh) 2015-02-11
JP5976399B2 (ja) 2016-08-23

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP5389722B2 (ja) 超音波診断装置及びその作動方法
US10918355B2 (en) Ultrasound diagnostic device and ultrasound diagnostic method
US20150196280A1 (en) Ultrasound diagnostic apparatus, ultrasound image generating method, and recording medium
US20150141831A1 (en) Ultrasonic inspection apparatus
JP5800324B2 (ja) 超音波診断装置、超音波画像生成方法およびプログラム
US9223011B2 (en) Ultrasonic signal processing device and ultrasonic signal processing method
US20160367224A1 (en) Acoustic wave processing apparatus, signal processing method, and program for acoustic wave processing apparatus
JP5976399B2 (ja) 超音波診断装置およびデータ処理方法
JP2012010943A (ja) 超音波診断装置及び超音波診断方法
JP2014079568A (ja) 超音波診断装置、音速決定方法およびプログラム
JP5623157B2 (ja) 超音波診断装置及びその作動方法
US10788459B2 (en) Ultrasound diagnostic apparatus, ultrasound image generation method, and recording medium
JP5836241B2 (ja) 超音波検査装置、超音波検査装置の信号処理方法およびプログラム
JP5836197B2 (ja) 超音波診断装置およびデータ処理方法
JP5851345B2 (ja) 超音波診断装置およびデータ処理方法
JP5681756B2 (ja) 超音波診断装置及びその作動方法
JP5946324B2 (ja) 超音波診断装置およびデータ処理方法

Legal Events

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

Ref document number: 13793770

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1

NENP Non-entry into the national phase

Ref country code: DE

122 Ep: pct application non-entry in european phase

Ref document number: 13793770

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1