JP2005245479A

JP2005245479A - Ultrasonic diagnostic apparatus

Info

Publication number: JP2005245479A
Application number: JP2004055736A
Authority: JP
Inventors: Hiroyuki Karasawa; 弘行唐澤
Original assignee: Fuji Photo Film Co Ltd
Current assignee: Fujifilm Holdings Corp
Priority date: 2004-03-01
Filing date: 2004-03-01
Publication date: 2005-09-15

Abstract

<P>PROBLEM TO BE SOLVED: To provide an ultrasonic diagnostic apparatus capable of displaying the difference of tissue properties at respective positions (depths) in a subject by a high distance resolution on the basis of frequency components included in an ultrasonic echo. <P>SOLUTION: The ultrasonic diagnostic apparatus comprises: a frequency analysis part 28 for performing the arithmetic operation of obtaining the plurality of frequency components included in detection signals corresponding to a period set corresponding to the waveform of sound ray data on the basis of the sound ray data acquired by transmitting ultrasonic waves having the plurality of frequency components to the subject and receiving the ultrasonic waves reflected from the subject; an extracted frequency-computing part 30 for obtaining a feature amount relating to the detection signals acquired within the period by extracting at least one frequency component from the plurality of frequency components obtained by the frequency analysis part; and a frequency image data generation part 31 for generating image data relating to the subject on the basis of the feature amount obtained by the extracted frequency-computing part. <P>COPYRIGHT: (C)2005,JPO&NCIPI

Description

本発明は、超音波を送受信して生体内の臓器や骨等の撮像を行うことにより、診断のために用いられる超音波画像を生成する超音波診断装置に関する。 The present invention relates to an ultrasonic diagnostic apparatus that generates an ultrasonic image used for diagnosis by transmitting and receiving ultrasonic waves and imaging an organ, bone, and the like in a living body.

医療診断に用いられる超音波撮像装置においては、超音波の送受信機能を有する複数の超音波トランスデューサを含む超音波用探触子（プローブ）が用いられる。このような超音波用探触子から、複数の超音波の合波によって形成される超音波ビームを送信し、被検体内部において反射された超音波エコーを受信する。それらの超音波エコーの強度に基づいて画像を構成することにより、被検体内部の様子を画面に再現することができる。 In an ultrasonic imaging apparatus used for medical diagnosis, an ultrasonic probe (probe) including a plurality of ultrasonic transducers having an ultrasonic transmission / reception function is used. From such an ultrasonic probe, an ultrasonic beam formed by combining a plurality of ultrasonic waves is transmitted, and an ultrasonic echo reflected inside the subject is received. By constructing an image based on the intensity of those ultrasonic echoes, the state inside the subject can be reproduced on the screen.

ところで、一般的な性質として、超音波は、音響インピーダンスの差が大きい領域において強く反射される。そのため、人体の内部においては、筋肉等の軟部組織と骨等の硬部組織との境界において反射された超音波エコーの振幅が大きくなる。従って、超音波画像においては、そのような境界が高輝度で表示される。一方、そのような境界を透過した超音波の強度は大きく低下しているので、硬部組織の後方や内部において反射された超音波エコーの振幅が小さくなってしまう。そのため、超音波画像において、筋肉等の軟部組織を、骨、腱、髄核等の硬部組織から分離して視認することは、極めて困難である。そこで、超音波画像を生成するに際して、超音波エコーの強度以外の要素を用いることが検討されている。 By the way, as a general property, ultrasonic waves are strongly reflected in a region where the difference in acoustic impedance is large. Therefore, in the human body, the amplitude of the ultrasonic echo reflected at the boundary between the soft tissue such as muscle and the hard tissue such as bone increases. Therefore, in the ultrasonic image, such a boundary is displayed with high luminance. On the other hand, since the intensity of the ultrasonic wave transmitted through such a boundary is greatly reduced, the amplitude of the ultrasonic echo reflected behind or inside the hard tissue becomes small. For this reason, it is extremely difficult to visually separate soft tissues such as muscles from hard tissues such as bones, tendons and nucleus pulposus in an ultrasonic image. Therefore, it has been studied to use elements other than the intensity of the ultrasonic echo when generating the ultrasonic image.

関連する技術として、特許文献１には、受信信号を複数の帯域フィルタ群により帯域分割し、対数圧縮回路を介して、検波器により個別に検波した強度信号を重み付け加算するか、あるいは、色相加算することにより画像表示する超音波診断装置が開示されている。このように、超音波反射信号の周波数スペクトラムの形状を反映した超音波画像を形成することにより、生体内における超音波の伝播減衰に伴う情報を可視化し、疾患部位と良性部位とのコントラスト差を強調することができると共に、位相干渉によって生じるスペックルを低減することもできると述べられている。 As a related technique, Patent Document 1 discloses that a received signal is band-divided by a plurality of band filter groups, and intensity signals individually detected by a detector are weighted and added via a logarithmic compression circuit, or hue addition is performed. An ultrasonic diagnostic apparatus that displays an image by doing so is disclosed. In this way, by forming an ultrasound image that reflects the shape of the frequency spectrum of the ultrasound reflected signal, it is possible to visualize the information accompanying the propagation attenuation of the ultrasound in the living body, and the contrast difference between the diseased part and the benign part. It can be emphasized and speckles caused by phase interference can also be reduced.

また、特許文献２には、超音波プローブと、超音波プローブを駆動して被検体中に超音波を送信する送信系と、超音波の被検体による反射波を超音波プローブで受信して電気信号として取り出す受信系と、受信系から出力される受信信号を深さ毎に所定のスペクトラム波形に変形するスペクトラム処理部と、スペクトラム処理部の出力について超音波の画像を生成するための処理を行う画像生成手段と、画像を表示する表示ユニットとを具備する超音波診断装置が開示されている。この超音波診断装置においては、超音波の受信信号を、反射波が生じた深さ毎に最適なスペクトラム波形に変換することが行われており、それにより、被検体内の深さに応じて受信信号が補正されると共に、特に深部における高周波数の減衰補正が為されるので、超音波画像の画質を向上させることができると述べられている。 Further, Patent Document 2 discloses an ultrasonic probe, a transmission system that drives the ultrasonic probe to transmit ultrasonic waves into the subject, and an ultrasonic probe that receives reflected waves from the subject and receives the electric waves. A reception system that is extracted as a signal, a spectrum processing unit that transforms a reception signal output from the reception system into a predetermined spectrum waveform for each depth, and a process for generating an ultrasound image for the output of the spectrum processing unit An ultrasonic diagnostic apparatus including an image generation unit and a display unit that displays an image is disclosed. In this ultrasonic diagnostic apparatus, an ultrasonic reception signal is converted into an optimal spectrum waveform for each depth at which a reflected wave is generated, and accordingly, according to the depth in the subject. It is stated that the image quality of the ultrasonic image can be improved because the received signal is corrected and the attenuation correction of high frequency particularly in the deep part is performed.

さらに、特許文献３には、複数本の音響走査線上の受信データからブロックデータを抽出し、抽出されたブロックデータに走査線補間および周波数特性補正を兼ねた２次元フィルタ処理を施して周波数特性の補正が行われたブロックデータを生成し、このブロックデータを合成して音響走査線の受信データを生成する音響走査線補間方法及び装置と、そのような音響走査線補間装置を含む超音波診断装置が開示されている。この音響走査線補間方法においては、抽出されたブロックデータに対して窓関数が乗算されると共に、そのようなブロックデータに零が挿入され、さらに、周波数解析としてフーリエ変換が行われている。 Furthermore, in Patent Document 3, block data is extracted from received data on a plurality of acoustic scanning lines, and the extracted block data is subjected to two-dimensional filter processing that combines scanning line interpolation and frequency characteristic correction, thereby obtaining frequency characteristics. Acoustic scanning line interpolation method and apparatus for generating corrected block data, and synthesizing the block data to generate reception data of the acoustic scanning line, and an ultrasonic diagnostic apparatus including such an acoustic scanning line interpolation apparatus Is disclosed. In this acoustic scanning line interpolation method, the extracted block data is multiplied by a window function, zero is inserted into such block data, and Fourier transform is performed as frequency analysis.

また、特許文献４には、被検体の断面を超音波でスキャンし、得られた反射信号に基づいてＢモード画像を生成し、Ｂモード画像を濃淡表示する超音波診断装置において、反射信号の周波数情報（例えば、高周波成分の振幅と低周波成分の振幅との比、ピーク周波数、中心周波数、平均周波数等）をカラーでＢモード像に重ねて表示することが開示されており、これにより、被検体内の組織構造情報と共に、超音波の減衰情報を取得することができると述べられている。 Patent Document 4 discloses an ultrasonic diagnostic apparatus that scans a cross section of a subject with ultrasound, generates a B-mode image based on the obtained reflected signal, and displays the B-mode image in grayscale. It is disclosed that frequency information (for example, the ratio of the amplitude of the high frequency component to the amplitude of the low frequency component, the peak frequency, the center frequency, the average frequency, etc.) is displayed in color and superimposed on the B-mode image, It is stated that ultrasonic attenuation information can be acquired together with tissue structure information in the subject.

このように、周波数成分に基づいて超音波画像を生成することは数多く試みられている。しかしながら、特許文献１〜４においては、超音波エコーが生じた個々の位置（深さ）に対応する周波数成分を求めることは行われていない。即ち、高い分解能を有する周波数成分を得ることができない。 As described above, many attempts have been made to generate ultrasonic images based on frequency components. However, Patent Documents 1 to 4 do not obtain frequency components corresponding to individual positions (depths) where ultrasonic echoes are generated. That is, a frequency component having a high resolution cannot be obtained.

また、周波数解析を行う際には、一般に、ＦＦＴ（高速フーリエ変換）等のソフトウェアが用いられるが、その場合には、演算対象とする波形の範囲を表す計算ウィンドウ（計算窓）を設定する必要がある。しかしながら、計算窓の設定方法によりフーリエ変換の計算結果に差が生じてしまうので、正確な周波数解析が困難という問題がある。例えば、計算ウィンドウの幅を狭く設定すると、位置分解能は向上するが、１回の計算において使用するデータ数が少なくなるので計算精度が低下すると共に、全体の計算量が増えてしまう。反対に、計算ウィンドウの幅を広く設定すると、計算精度は向上するが、距離分解能が低下してしまう。 When performing frequency analysis, software such as FFT (Fast Fourier Transform) is generally used. In this case, it is necessary to set a calculation window (calculation window) that represents a range of a waveform to be calculated. There is. However, there is a problem that accurate frequency analysis is difficult because a difference occurs in the calculation result of Fourier transform depending on the setting method of the calculation window. For example, if the width of the calculation window is set narrow, the position resolution is improved, but the number of data used in one calculation is reduced, so that the calculation accuracy is lowered and the entire calculation amount is increased. On the contrary, if the calculation window is set wide, the calculation accuracy is improved, but the distance resolution is lowered.

特許文献５には、生体組織に向けて超音波パルスを照射すると共に、生体組織からのエコーを受波する探触子と、探触子に駆動信号を出力し、探触子で受けたエコー信号を増幅する送受信部と、送受信部からのエコー信号を振幅検波する検波部と、検波部から出力される検波後の低周波信号に対して関心領域を指定してゲートを掛けるゲート位置制御部と、ゲート位置制御部によって指定された領域の低周波信号部分を周波数分析する周波数分析部と、周波数分析部から出力される分析情報を表示部に表示可能な画像信号に変換する映像信号合成部と、映像信号合成部からの画像信号を受け、周波数分析部での分析情報を表示する表示部とを有する超音波診断装置が開示されている。特許文献５には、このような構成を用いることにより、高周波信号について周波数分析する場合と比較して、信号量が少なくなると共に、高精度のＡ／Ｄ変換器が不要となるので、コストを低減することが可能になると述べられている。 Patent Document 5 discloses a probe that irradiates an ultrasonic pulse toward a living tissue and receives an echo from the living tissue, and outputs a drive signal to the probe, and the echo received by the probe. A transmitter / receiver that amplifies the signal, a detector that detects an amplitude of an echo signal from the transmitter / receiver, and a gate position controller that specifies a region of interest and gates the low frequency signal output from the detector A frequency analysis unit that performs frequency analysis on a low frequency signal portion in a region specified by the gate position control unit, and a video signal synthesis unit that converts analysis information output from the frequency analysis unit into an image signal that can be displayed on the display unit And a display unit that receives an image signal from the video signal synthesis unit and displays analysis information in the frequency analysis unit. In Patent Document 5, by using such a configuration, the amount of signals is reduced and a high-precision A / D converter is not required, compared with the case where frequency analysis is performed on a high-frequency signal. It is stated that it can be reduced.

しかしながら、特許文献５に開示されている超音波診断装置においては、検波部によりエコー信号が一律に検波されるので、高い周波数成分が失われてしまう。そのような周波数成分には、被検体内の組織性状等に関する情報が含まれている可能性があるので、医療診断に有効な周波数成分画像を生成することができなくなるおそれがある。また、この超音波診断装置においては、ゲート制御部によりＡモード波形の立ち上り又は立ち下りが常時検出されると共に、指定された関心領域内における解析対象物の幅を検出し、それに基づいてゲート信号が設定される。その際に、検出パルス幅が狭い信号は切り捨てられるので、所定のパルス幅以上の領域しか周波数解析をすることができなくなる。しかしながら、実際の超音波信号には、振幅の大きな超音波エコー信号以外にも、スペックル信号のように、振幅の小さい様々な信号が含まれているので、Ａモード波形の全成分について周波数解析を行うことができなくなってしまう。
特開平７−５１２７０号公報（第１頁）特開平９−１７３３３４号公報（第１頁及び第３頁）特開２０００−１３９９１１号公報（第１頁及び第４頁）特開平１０−１４６３３８号公報（第２頁）特開平３３７１１１号公報（第１頁及び第４頁） However, in the ultrasonic diagnostic apparatus disclosed in Patent Document 5, since the echo signal is uniformly detected by the detection unit, a high frequency component is lost. Since such frequency components may contain information on tissue properties in the subject, there is a possibility that a frequency component image effective for medical diagnosis cannot be generated. In this ultrasonic diagnostic apparatus, the gate control unit always detects the rising or falling of the A mode waveform, detects the width of the analysis object in the designated region of interest, and based on this, the gate signal Is set. At that time, since the signal having a narrow detection pulse width is discarded, the frequency analysis can be performed only in a region having a predetermined pulse width or more. However, since the actual ultrasonic signal includes various signals having a small amplitude, such as a speckle signal, in addition to an ultrasonic echo signal having a large amplitude, frequency analysis is performed on all components of the A-mode waveform. It becomes impossible to do.
JP 7-51270 A (first page) JP-A-9-173334 (first and third pages) JP 2000-139911 A (pages 1 and 4) JP 10-146338 A (page 2) Japanese Patent Laid-Open No. 337111 (first page and fourth page)

そこで、上記の点に鑑み、本発明は、超音波エコーに含まれている周波数成分に基づいて、被検体における各位置（深さ）における組織性状の差を、高い距離分解能で表示することが可能な超音波診断装置を提供することを目的とする。 Therefore, in view of the above points, the present invention can display the difference in tissue properties at each position (depth) in the subject with high distance resolution based on the frequency component included in the ultrasonic echo. An object is to provide a possible ultrasonic diagnostic apparatus.

上記課題を解決するため、本発明に係る超音波診断装置は、被検体に複数の周波数成分を有する超音波を送信して被検体から反射された超音波を受信することによって取得されるエコー検出信号に基づいて、該エコー検出信号の波形に応じて設定される期間に対応する検出信号に含まれている複数の周波数成分を求める演算を行う周波数解析手段と、該周波数解析手段によって求められた複数の周波数成分の内から少なくとも１つの周波数成分を抽出することにより、上記期間内に取得された検出信号に関する特徴量を求める周波数成分抽出手段と、該周波数成分抽出手段によって求められた特徴量に基づいて、被検体に関する画像データを生成する画像データ生成手段とを具備する。 In order to solve the above problems, an ultrasonic diagnostic apparatus according to the present invention is an echo detection acquired by transmitting an ultrasonic wave having a plurality of frequency components to a subject and receiving the ultrasonic wave reflected from the subject. Based on the signal, the frequency analysis means for performing a calculation for obtaining a plurality of frequency components included in the detection signal corresponding to the period set according to the waveform of the echo detection signal, and the frequency analysis means By extracting at least one frequency component from among a plurality of frequency components, a frequency component extraction unit that obtains a feature amount related to the detection signal acquired within the period, and a feature amount obtained by the frequency component extraction unit And image data generating means for generating image data relating to the subject.

本発明によれば、エコー検出信号の波形に応じて設定される期間に対応する検出信号について周波数解析を行うので、検出信号が取得された時刻が表す被検体の深さについて、適切な距離（位置）分解能と適切な計算精度とを維持しつつ、エコー検出信号全体として効率良く周波数解析演算を行うことができる。従って、そのような周波数解析によって抽出された周波数成分を用いて、被検体内の組織に関する特徴が適切に描出された超音波画像を得ることが可能となる。 According to the present invention, since the frequency analysis is performed on the detection signal corresponding to the period set according to the waveform of the echo detection signal, an appropriate distance ( The frequency analysis calculation can be performed efficiently for the entire echo detection signal while maintaining the (position) resolution and appropriate calculation accuracy. Accordingly, it is possible to obtain an ultrasound image in which features relating to the tissue in the subject are appropriately depicted using the frequency components extracted by such frequency analysis.

以下、本発明を実施するための最良の形態について、図面を参照しながら詳しく説明する。なお、同一の構成要素には同一の参照番号を付して、説明を省略する。
図１は、本発明の一実施形態に係る超音波診断装置の構成を示すブロック図である。本実施形態に係る超音波診断装置は、超音波用探触子１０と、走査制御部１１と、送信遅延パターン記憶部１２と、送信制御部１３と、駆動信号発生部１４とを含んでいる。 Hereinafter, the best mode for carrying out the present invention will be described in detail with reference to the drawings. The same constituent elements are denoted by the same reference numerals, and the description thereof is omitted.
FIG. 1 is a block diagram showing a configuration of an ultrasonic diagnostic apparatus according to an embodiment of the present invention. The ultrasonic diagnostic apparatus according to the present embodiment includes an ultrasonic probe 10, a scanning control unit 11, a transmission delay pattern storage unit 12, a transmission control unit 13, and a drive signal generation unit 14. .

被検体に当接させて用いられる超音波用探触子１０は、１次元又は２次元状に配列されてトランスデューサアレイを構成する複数の超音波トランスデューサ１０ａを備えている。これらの超音波トランスデューサ１０ａは、印加される駆動信号に基づいて超音波ビームを送信すると共に、伝搬する超音波エコーを受信して検出信号を出力する。 The ultrasonic probe 10 used in contact with a subject includes a plurality of ultrasonic transducers 10a that are arranged in a one-dimensional or two-dimensional manner to form a transducer array. These ultrasonic transducers 10a transmit an ultrasonic beam based on an applied drive signal, receive a propagating ultrasonic echo, and output a detection signal.

各々の超音波トランスデューサ１０ａは、例えば、ＰＺＴ（チタン酸ジルコン酸鉛：Pb(lead) zirconate titanate）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：polyvinylidene difluoride）に代表される高分子圧電素子等の圧電性を有する材料（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。このような振動子の電極に、パルス状の電気信号又は連続波の電気信号を送って電圧を印加すると、圧電体は伸縮する。この伸縮により、それぞれの振動子からパルス状の超音波又は連続波の超音波が発生し、これらの超音波の合成によって超音波ビームが形成される。また、それぞれの振動子は、伝搬する超音波を受信することによって伸縮し、電気信号を発生する。これらの電気信号は、超音波の検出信号として出力される。 Each of the ultrasonic transducers 10a includes, for example, a piezoelectric ceramic represented by PZT (Pb (lead) zirconate titanate) or a polymer piezoelectric element represented by PVDF (polyvinylidene difluoride). It is comprised by the vibrator | oscillator which formed the electrode at both ends of the material (piezoelectric body) which has piezoelectricity, such as. When a voltage is applied to the electrodes of such a vibrator by sending a pulsed electric signal or a continuous wave electric signal, the piezoelectric body expands and contracts. By this expansion and contraction, pulsed ultrasonic waves or continuous wave ultrasonic waves are generated from the respective vibrators, and an ultrasonic beam is formed by synthesizing these ultrasonic waves. Each vibrator expands and contracts by receiving propagating ultrasonic waves and generates an electrical signal. These electric signals are output as ultrasonic detection signals.

或いは、超音波トランスデューサとして、変換方式の異なる複数種類の素子を用いても良い。例えば、超音波を送信する素子として上記の振動子を用い、超音波を受信する素子として光検出方式の超音波トランスデューサを用いるようにする。光検出方式の超音波トランスデューサとは、超音波信号を光信号に変換して検出するものであり、例えば、ファブリーペロー共振器やファイバブラッググレーティングによって構成される。 Alternatively, a plurality of types of elements having different conversion methods may be used as the ultrasonic transducer. For example, the above-described vibrator is used as an element that transmits ultrasonic waves, and a photodetection type ultrasonic transducer is used as an element that receives ultrasonic waves. The photodetection type ultrasonic transducer converts an ultrasonic signal into an optical signal and detects it, and is constituted by, for example, a Fabry-Perot resonator or a fiber Bragg grating.

走査制御部１１は、超音波ビームの送信方向及び超音波エコーの受信方向を順次設定する。送信遅延パターン記憶部１２は、超音波ビームを形成する際に用いられる複数の送信遅延パターンを記憶している。送信制御部１３は、走査制御部１１において設定された送信方向に応じて、送信遅延パターン記憶部１２に記憶されている複数の遅延パターンの中から所定のパターンを選択し、そのパターンに基づいて、複数の超音波トランスデューサ１０ａの各々に与えられる遅延時間を設定する。 The scanning control unit 11 sequentially sets the transmission direction of the ultrasonic beam and the reception direction of the ultrasonic echo. The transmission delay pattern storage unit 12 stores a plurality of transmission delay patterns used when forming an ultrasonic beam. The transmission control unit 13 selects a predetermined pattern from a plurality of delay patterns stored in the transmission delay pattern storage unit 12 according to the transmission direction set in the scanning control unit 11, and based on the pattern The delay time given to each of the plurality of ultrasonic transducers 10a is set.

駆動信号発生部１４は、広帯域信号を発生する広帯域信号発生回路と、広帯域信号発生回路が発生する広帯域信号に所望の遅延を与え、複数の超音波トランスデューサ１０ａに供給される複数の駆動信号をそれぞれ発生する複数の駆動回路とによって構成されている。これらの駆動回路は、送信制御部１３において設定された遅延時間に基づいて、広帯域信号を遅延させる。本実施形態においては、広帯域信号として、例えば、０．５ＭＨｚ〜３．５ＭＨｚの周波数成分を有する広帯域バースト信号等が用いられ、超音波の送受信において、少なくとも０．５ＭＨｚ〜３．５ＭＨｚの広帯域の応答特性が要求される。 The drive signal generation unit 14 gives a desired delay to the wideband signal generation circuit that generates the wideband signal and the wideband signal generated by the wideband signal generation circuit, and each of the plurality of drive signals supplied to the plurality of ultrasonic transducers 10a. And a plurality of generated drive circuits. These drive circuits delay the wideband signal based on the delay time set in the transmission control unit 13. In the present embodiment, for example, a broadband burst signal having a frequency component of 0.5 MHz to 3.5 MHz is used as the broadband signal, and a broadband response of at least 0.5 MHz to 3.5 MHz is transmitted and received in ultrasonic waves. Characteristics are required.

また、本実施形態に係る超音波診断装置は、操作卓１５と、ＣＰＵによって構成された制御部１６と、ハードディスク等の記録部１７とを含んでいる。制御部１６は、操作卓１５を用いたオペレータの操作に基づいて、走査制御部１１、駆動信号発生部１４、抽出周波数演算部３０、及び、画像選択部３２を制御する。記録部１７には、制御部１６を構成するＣＰＵに各種の動作を実行させるプログラムや、超音波トランスデューサの送受信における周波数特性が記録される。 The ultrasonic diagnostic apparatus according to the present embodiment includes an operation console 15, a control unit 16 configured by a CPU, and a recording unit 17 such as a hard disk. The control unit 16 controls the scanning control unit 11, the drive signal generation unit 14, the extraction frequency calculation unit 30, and the image selection unit 32 based on the operation of the operator using the console 15. The recording unit 17 records a program for causing the CPU constituting the control unit 16 to execute various operations, and frequency characteristics in transmission / reception of the ultrasonic transducer.

さらに、本実施形態に係る超音波診断装置は、信号処理部２１と、受信フォーカス処理部２２と、受信遅延パターン制御部２３と、アンチエリアシング処理部２４と、Ａ／Ｄ変換器２５と、１次記憶部２６と、Ｂモード画像データ生成部２７と、周波数解析部２８と、注目周波数自動決定部２９と、抽出周波数演算部３０と、周波数画像データ生成部３１と、画像選択部３２と、２次記憶部３３と、画像処理部３４と、表示部３５とを含んでいる。 Furthermore, the ultrasonic diagnostic apparatus according to the present embodiment includes a signal processing unit 21, a reception focus processing unit 22, a reception delay pattern control unit 23, an anti-aliasing processing unit 24, an A / D converter 25, A primary storage unit 26, a B-mode image data generation unit 27, a frequency analysis unit 28, an attention frequency automatic determination unit 29, an extraction frequency calculation unit 30, a frequency image data generation unit 31, and an image selection unit 32; A secondary storage unit 33, an image processing unit 34, and a display unit 35 are included.

信号処理部２１は、複数の超音波トランスデューサ１０ａの各々から出力される検出信号を所定のタイミングで取り込むと共に、それらを増幅し、さらに、ＳＴＣ（sensitivity time control：センシティビティ・タイム・コントロール）増幅器を用いて距離による減衰の補正を施す。 The signal processing unit 21 captures detection signals output from each of the plurality of ultrasonic transducers 10a at a predetermined timing, amplifies them, and further supplies an STC (sensitivity time control) amplifier. Used to correct for attenuation due to distance.

受信フォーカス処理部２２は、信号処理部２１において処理された複数の検出信号にそれぞれ遅延を与え、それらを加算することにより、受信フォーカス処理を行う。この受信フォーカス処理により、超音波エコーの焦点が絞り込まれた音線信号（エコー検出信号）が形成される。受信遅延パターン制御部２３は、走査制御部１１において設定された受信方向に基づいて、受信フォーカス処理部２２において複数の検出信号に与えられる遅延パターンを制御する。なお、受信フォーカス処理は、ＳＴＣ増幅器による補正の前に行うようにしても良い。 The reception focus processing unit 22 performs reception focus processing by giving a delay to each of the plurality of detection signals processed by the signal processing unit 21 and adding them. By this reception focus processing, a sound ray signal (echo detection signal) in which the focus of the ultrasonic echo is narrowed is formed. The reception delay pattern control unit 23 controls the delay pattern given to the plurality of detection signals in the reception focus processing unit 22 based on the reception direction set in the scanning control unit 11. Note that the reception focus process may be performed before correction by the STC amplifier.

アンチエリアシング処理部２４は、アナログの音線信号をディジタル変換する際に生じるエリアシング（折り返し歪）を低減又は除去するために、音線信号について、例えば、ローパスフィルタ（アンチエリアシングフィルタ）処理を行う。
Ａ／Ｄ変換器２５は、アンチエリアシング処理された音線信号をディジタル変換することにより、音線データを生成する。Ａ／Ｄ変換器２５のサンプリング周波数は、少なくとも超音波の周波数の１０倍程度であることが必要であり、超音波の周波数の１６倍以上であることが望ましい。また、Ａ／Ｄ変換器の分解能は、１０ビット以上であることが望ましい。なお、Ａ／Ｄ変換は、受信フォーカス処理を行う前の検出信号について施されても良い。 The anti-aliasing processing unit 24 performs, for example, a low-pass filter (anti-aliasing filter) process on the sound ray signal in order to reduce or remove aliasing (folding distortion) that occurs when the analog sound ray signal is digitally converted. I do.
The A / D converter 25 digitally converts the sound ray signal subjected to the anti-aliasing process to generate sound ray data. The sampling frequency of the A / D converter 25 needs to be at least about 10 times the frequency of the ultrasonic wave, and is preferably 16 times or more the frequency of the ultrasonic wave. The resolution of the A / D converter is preferably 10 bits or more. The A / D conversion may be performed on the detection signal before the reception focus process is performed.

１次記憶部２６は、Ａ／Ｄ変換器２５によって生成された音線データを記憶する。
Ｂモード画像データ生成部２７は、１次記憶部２６に記憶されている音線データに対して包絡線検波処理を施し、Ｂモード画像データを生成する。 The primary storage unit 26 stores sound ray data generated by the A / D converter 25.
The B-mode image data generation unit 27 performs envelope detection processing on the sound ray data stored in the primary storage unit 26 to generate B-mode image data.

一方、周波数解析部２８は、１次記憶部２６に記憶されている音線データが表す波形において、時間軸における所定の範囲に含まれる広帯域の検出信号をフーリエ変換することにより、複数の周波数成分を求める。以下において、周波数解析された波形の範囲のことを、計算領域という。周波数解析部２８の動作については、後で詳しく説明する。なお、周波数解析部２８において、高速フーリエ変換（ＦＦＴ）を行う場合には、周波数解析部２８の前段に、音線データを構成するデータ数が２^Ｎ個（Ｎは整数）になるように補間を行う補間処理部を設ける。 On the other hand, the frequency analysis unit 28 performs a Fourier transform on the waveform represented by the sound ray data stored in the primary storage unit 26 and performs a Fourier transform on a wideband detection signal included in a predetermined range on the time axis, thereby generating a plurality of frequency components. Ask for. Hereinafter, the range of the waveform subjected to frequency analysis is referred to as a calculation region. The operation of the frequency analysis unit 28 will be described in detail later. When the frequency analysis unit 28 performs fast Fourier transform (FFT), the frequency analysis unit 28 performs interpolation so that the number of data constituting the sound ray data is 2 ^N (N is an integer). An interpolation processing unit for performing is provided.

注目周波数自動決定部２９は、周波数解析部２８において算出された複数の周波数の中から、注目すべき周波数を自動的に決定する。その際に、注目周波数自動決定部２９は、予め定められている複数の周波数を自動的に決定しても良い。例えば、注目周波数自動決定部２９は、被検体の深さ方向の全部又は一部の領域について、大きなピーク又はディップを有する少なくとも１つの周波数を自動的に決定しても良いし、所定の値だけ離れた周波数成分の組み合わせを用いても良い。さらに、全音線データにおける周波数成分の平均値や、最も多く検出された周波数成分を用いても良いし、０°方向（超音波トランスデューサの正面方向）に関する音線データに基づいて決定しても良い。 The notable frequency automatic determining unit 29 automatically determines a notable frequency from the plurality of frequencies calculated by the frequency analyzing unit 28. At that time, the attention frequency automatic determination unit 29 may automatically determine a plurality of predetermined frequencies. For example, the automatic frequency determination unit 29 may automatically determine at least one frequency having a large peak or dip for all or part of the depth direction of the subject, or only a predetermined value. A combination of distant frequency components may be used. Furthermore, the average value of frequency components in all sound ray data, the frequency component detected most often may be used, or may be determined based on sound ray data related to the 0 ° direction (front direction of the ultrasonic transducer). .

抽出周波数演算部３０は、周波数解析部２８によって算出された複数の周波数成分に基づいて、周波数画像を表示するために用いられる周波数成分を抽出し、また、抽出された周波数成分を用いて所定の演算処理を行う。これにより、各計算領域に関する特徴量が求められる。例えば、複数の周波数成分の内から、強度の大きい１つの周波数成分を抽出して出力しても良いし、複数の周波数成分を抽出し、それらの間の差や比のように、強度の相対関係を算出して出力しても良い。超音波エコー強度の大きい部分における特定の組織の周波数特性に関する特徴に基づいて周波数成分を決定することにより、その特定の組織をより強調して表示することができる。一方、超音波エコー強度の小さい部分に着目して周波数成分を決定することにより、多数の弱いエコーが加算され干渉した結果として生じるスペックル成分を低減することも可能である。いずれにしても、各周波数成分のＳＮ比を改善することができる。また、複数の周波数成分の相対値を算出する場合には、その相対値に基づいて、特定の組織の２次元的な分布を正確に求めることができる。 The extracted frequency calculation unit 30 extracts a frequency component used for displaying the frequency image based on the plurality of frequency components calculated by the frequency analysis unit 28, and uses the extracted frequency component to obtain a predetermined frequency component. Perform arithmetic processing. Thereby, the feature-value regarding each calculation area | region is calculated | required. For example, one frequency component having a high intensity may be extracted and output from among a plurality of frequency components, or a plurality of frequency components may be extracted and the relative intensity such as the difference or ratio between them may be extracted. The relationship may be calculated and output. By determining the frequency component based on the characteristic regarding the frequency characteristic of the specific tissue in the portion where the ultrasonic echo intensity is large, the specific tissue can be displayed with more emphasis. On the other hand, it is also possible to reduce the speckle component generated as a result of adding and interfering with many weak echoes by determining the frequency component by paying attention to the portion where the ultrasonic echo intensity is low. In any case, the SN ratio of each frequency component can be improved. Further, when calculating the relative values of a plurality of frequency components, a two-dimensional distribution of a specific tissue can be accurately obtained based on the relative values.

さらに、超音波トランスデューサの送受信における周波数特性を記録部１７に記録しておき、制御部１６の制御の下で、超音波トランスデューサの周波数特性に対応して、駆動信号の振幅や検出信号の振幅を補正するようにすれば、より正確に周波数成分を抽出することができる。また、検出信号の周波数成分のみならず、位相成分も抽出して超音波画像の生成に利用すれば、さらに多くの情報を得ることができる。 Further, the frequency characteristic in transmission / reception of the ultrasonic transducer is recorded in the recording unit 17, and under the control of the control unit 16, the amplitude of the drive signal and the amplitude of the detection signal are corresponding to the frequency characteristic of the ultrasonic transducer. If the correction is made, the frequency component can be extracted more accurately. Further, more information can be obtained by extracting not only the frequency component of the detection signal but also the phase component and using it for generating an ultrasonic image.

周波数画像データ生成部３１は、抽出周波数演算部３０から出力された特徴量に基づいて、周波数画像データを生成する。その際には、各計算領域に対応する周波数画像上の領域に、抽出周波数演算部３０からの出力値に応じて色分けして表示、又は、輝度表示するためのデータが割り当てられる。以下において、計算領域に対応する周波数画像上の領域のことを、表示領域という。 The frequency image data generation unit 31 generates frequency image data based on the feature amount output from the extraction frequency calculation unit 30. In that case, data for color-coded display or luminance display is assigned to the area on the frequency image corresponding to each calculation area according to the output value from the extraction frequency calculation unit 30. Hereinafter, a region on the frequency image corresponding to the calculation region is referred to as a display region.

画像選択部３２は、Ｂモード画像データ生成部２７によって生成されたＢモード画像データと、周波数画像データ生成部３１によって生成された周波数画像データとの内の一方を選択し、或いは、両者を合成して出力する。２次記憶部３３は、画像選択部３２から出力される画像データを記憶する。画像処理部３４は、２次記憶部３３に記憶されている画像データに、各種の画像処理を施す。表示部３５は、例えば、ＣＲＴやＬＣＤ等のディスプレイ装置を含んでおり、画像処理部３４によって画像処理が施された画像データに基づいて超音波画像を表示する。 The image selection unit 32 selects one of the B-mode image data generated by the B-mode image data generation unit 27 and the frequency image data generated by the frequency image data generation unit 31, or combines the two. And output. The secondary storage unit 33 stores the image data output from the image selection unit 32. The image processing unit 34 performs various types of image processing on the image data stored in the secondary storage unit 33. The display unit 35 includes, for example, a display device such as a CRT or LCD, and displays an ultrasonic image based on the image data subjected to image processing by the image processing unit 34.

次に、図１に示す周波数解析部２８の動作について、図２〜図６を参照しながら詳しく説明する。図２は、図１に示す周波数解析部２８の構成を説明するための図である。また、図３は、被検体１００と、そこを通過する音線１０１、１０２、…と、音線１０１における超音波エコー検出信号の波形を表している。図３に示す波形を表す音線データは、１次記憶部２６に記憶されている。 Next, the operation of the frequency analysis unit 28 shown in FIG. 1 will be described in detail with reference to FIGS. FIG. 2 is a diagram for explaining the configuration of the frequency analysis unit 28 shown in FIG. 3 represents the waveform of the subject 100, the sound rays 101, 102,... Passing therethrough, and the ultrasonic echo detection signal in the sound ray 101. FIG. The sound ray data representing the waveform shown in FIG. 3 is stored in the primary storage unit 26.

図２に示すように、周波数解析部２８は、ウィンドウ作成用フィルタ処理部２８１と、周波数解析ウィンドウ作成部２８２と、ウィンドウ幅自動決定部２８３と、フーリエ変換部２８４とを含んでいる。
ウィンドウ作成用フィルタ処理部２８１は、図３に示す波形を表す音線データに、ローパスフィルタ処理を施す。その際に用いられるカットオフ周波数としては、予め設定された値を用いても良いし、オペレータが画面に表示された音線データの波形を見ながら、図１に示す操作卓１５を用いて手動で入力した値を用いても良い。これにより、周波数解析を行う対象となる音線データの範囲（計算ウィンドウ）を作成するために用いられる基準音線データが生成される。 As shown in FIG. 2, the frequency analysis unit 28 includes a window creation filter processing unit 281, a frequency analysis window creation unit 282, a window width automatic determination unit 283, and a Fourier transform unit 284.
The window creation filter processing unit 281 performs low-pass filter processing on the sound ray data representing the waveform shown in FIG. As the cut-off frequency used at that time, a preset value may be used, or the operator can manually use the console 15 shown in FIG. 1 while observing the waveform of the sound ray data displayed on the screen. The value input in may be used. Thereby, reference sound ray data used to create a range (calculation window) of sound ray data to be subjected to frequency analysis is generated.

周波数解析ウィンドウ作成部２８２は、図４に示す基準音線データの波形に基づいて、計算ウィンドウを設定するための値を設定する。即ち、基準音線データにおいて、波形が極大又は極小となる位置を検出してその座標ｉ＝ｉ_１、ｉ_２、…を求めると共に、極大間又は極小間の幅、即ち、位置ｉ_ｎ〜位置ｉ_ｎ＋１の間隔を算出することにより、計算単位幅ｋ_ｉを設定する。図４に示すように、このようなウィンドウ設定によれば、ノイズ成分のみの領域は同一領域となり、単純化された画像表示となる。 The frequency analysis window creation unit 282 sets a value for setting a calculation window based on the waveform of the reference sound ray data shown in FIG. That is, in the reference sound ray data, the position where the waveform is maximum or minimum is detected to obtain the coordinates i = i ₁ , i ₂ ,..., And the width between the maximum or minimum, ie, position i _n to position. The calculation unit width k _i is set by calculating the interval of i _{n + 1} . As shown in FIG. 4, according to such a window setting, the area of only the noise component becomes the same area, and a simplified image display is obtained.

ウィンドウ幅自動決定部２８３は、計算単位幅ｋ_ｉの数、即ち、計算単位数ｊを設定することにより、位置ｉ_ｎに設定される計算ウィンドウの幅Ｗ＝Σｋ_ｐ（ｐ＝ｉ〜ｉ＋ｊ−１）を決定する。計算単位数ｊ＝１とする場合には、１つの計算単位幅がウィンドウ幅として設定され、計算単位数ｊ＞１とする場合には、複数の計算単位幅が連結された領域がウィンドウ幅として設定される。図４には、位置ｉ_１０に設定された計算ウィンドウ（計算単位数ｊ＝４、幅Ｗ_ｎ＝ｋ_１０＋ｋ_１１＋ｋ_１２＋ｋ_１３）が示されている。 Window width automatic determination unit 283, the number of calculation unit width _{k i,} i.e., by setting the calculated number of units j, the width W = .SIGMA.k _p calculation window which is set to position _{i n} (p = _i~i + j- 1) is determined. When the calculation unit number j = 1, one calculation unit width is set as the window width, and when the calculation unit number j> 1, an area where a plurality of calculation unit widths are connected is set as the window width. Is set. FIG. 4 shows a calculation window (number of calculation units j = 4, width W _n = k ₁₀ + k ₁₁ + k ₁₂ + k ₁₃ ) set at the position i ₁₀ .

計算単位数ｊとしては、予め設定されている固定値（例えば、ｊ＝４）を用いても良いし、また、画面に表示された基準音線データの波形を見ながら、図１に示す操作卓１５を用いて、オペレータが計算単位数ｊを手動で入力しても良い。或いは、１次記憶部２６に記憶されている音線データについてフーリエ変換を行い、各位置における周波数成分を互いに比較することにより、それらの変化量に基づいて計算単位数ｊを領域毎に設定しても良い。ここで、計算単位数ｊは、次のような観点で設定することができる。例えば、被検体内の組織の境界部においては、周波数特性の変化が大きいので、空間分解能を優先させるために、計算単位数ｊを小さくして計算ウィンドウ幅を狭くする。反対に、肝臓等の組織の内部においては、周波数特性の変化が小さいので、計算精度を優先させるために、計算単位数ｊを大きくして計算ウィンドウを広げる。なお、計算単位数を領域毎に変更する場合には、ＲＯＩ（region of interest：関心領域）を設定するためのＧＵＩ（グラフィカル・ユーザ・インタフェース）が用いられる。 As the number of calculation units j, a preset fixed value (for example, j = 4) may be used, and the operation shown in FIG. 1 is performed while viewing the waveform of the reference sound ray data displayed on the screen. Using the table 15, the operator may manually input the number of calculation units j. Alternatively, by performing a Fourier transform on the sound ray data stored in the primary storage unit 26 and comparing the frequency components at each position with each other, the number of calculation units j is set for each region based on the amount of change. May be. Here, the number of calculation units j can be set from the following viewpoints. For example, since the change in frequency characteristics is large at the tissue boundary in the subject, the calculation window width is narrowed by reducing the number j of calculation units in order to prioritize spatial resolution. On the other hand, since the change in the frequency characteristic is small inside the tissue such as the liver, the calculation window is widened by increasing the number j of calculation units in order to give priority to calculation accuracy. When the number of calculation units is changed for each region, a GUI (graphical user interface) for setting an ROI (region of interest) is used.

さらに、ウィンドウ幅自動決定部２８３は、計算ウィンドウの開始位置ｉを移動させながら、計算ウィンドウの幅Ｗを順次決定する。その際における計算ウィンドウの移動量をｍとすると、次に設定される計算ウィンドウが先に設定された計算ウィンドウと隣接するように、ｍ＝ｊ（ｊは固定又は可変）としても良いし、次に設定される計算ウィンドウが先に設定された計算ウィンドウの一部と重なるように、ｍ＜ｊ（ｍは固定又は可変）としても良い。 Further, the window width automatic determination unit 283 sequentially determines the calculation window width W while moving the calculation window start position i. Assuming that the amount of movement of the calculation window at that time is m, m = j (j is fixed or variable) may be set so that the next calculation window is adjacent to the previously set calculation window. It is possible to set m <j (m is fixed or variable) so that the calculation window set in (1) overlaps a part of the previously set calculation window.

フーリエ変換部２８４は、１次記憶部２６に記憶されている音線データ（図３）について、計算ウィンドウを順次設定することにより、フーリエ変換を行う。これにより、計算ウィンドウが設定された領域（計算領域）に含まれる波形の周波数成分が抽出される。抽出された周波数成分は、位置ｉ_ｎから開始する計算領域Ｗ_ｎの中央の座標Ｐ_ｎ＝ｉ_ｎ＋Ｗ_ｎ／２における周波数解析結果を表すものとして、抽出周波数演算部３０に出力される。なお、フーリエ変換部２８４は、計算ウィンドウ内のデータに、さらにデータを外挿することにより、周波数分解能を上げても良い。外挿されるデータとしては、計算ウィンドウの一端又は両端のデータを用いても良いし、計算ウィンドウ内のデータと同一の波形を繰り返して用いても良い。 The Fourier transform unit 284 performs Fourier transform by sequentially setting calculation windows for the sound ray data (FIG. 3) stored in the primary storage unit 26. Thereby, the frequency component of the waveform contained in the area | region (calculation area | region) in which the calculation window was set is extracted. The extracted frequency component is output to the extracted frequency calculation unit 30 as a frequency analysis result at the center coordinates P _n = i _n + W _n / 2 of the calculation region W _n starting from the position i _n . Note that the Fourier transform unit 284 may increase the frequency resolution by extrapolating data to the data in the calculation window. As the extrapolated data, data at one or both ends of the calculation window may be used, or the same waveform as the data in the calculation window may be used repeatedly.

このように、本実施形態においては、高い周波数成分が除去された音線データ（基準音線データ）から切り出された計算単位幅ｋ_ｉを用いて、計算ウィンドウが設定される。そのため、計算ウィンドウを必要以上に細かく設定することがなくなり、音線データ全体について、波形変化に応じて効率良く演算を行うことができる。また、この計算単位幅ｋ_ｉは、音線データの波形周期に合わせて切り出されているので、音線データの波形を均等に分割する場合と異なり、計算ウィンドウの境界において波形が不連続になることがなくなる。そのため、フーリエ計算をより正確に行うことが可能になる。さらに、音線データの周波数特性に応じて１つの計算ウィンドウに含まれる計算単位数ｊを変化させることにより、位置毎に適切な幅を有する計算ウィンドウを自動的に設定することができる。 As described above, in this embodiment, the calculation window is set using the calculation unit width k _i cut out from the sound ray data (reference sound ray data) from which the high frequency component is removed. Therefore, the calculation window is not set more finely than necessary, and the entire sound ray data can be efficiently calculated according to the waveform change. Since the calculation unit width k _i is cut out in accordance with the waveform period of the sound ray data, the waveform becomes discontinuous at the boundary of the calculation window, unlike the case where the waveform of the sound ray data is divided equally. Nothing will happen. Therefore, the Fourier calculation can be performed more accurately. Furthermore, by changing the number of calculation units j included in one calculation window in accordance with the frequency characteristics of the sound ray data, a calculation window having an appropriate width can be automatically set for each position.

その結果、例えば、位置ｉ_４〜ｉ_１０のように、高い周波数成分を多く含み、位置（距離）分解能が必要とされる領域（例えば、組織の境界部）においては、計算ウィンドウの幅が狭くなるように設定される。反対に、位置ｉ_１９〜ｉ_２２のように、高い周波数成分をそれほど含まないが、周波数解析の精度が必要とされる領域（例えば、肝臓等の組織内のように、組織性状を分析したい領域）においては、計算ウィンドウの幅が広くなるように設定される。
このように、それぞれの計算領域において、波形の周波数特性に応じて適切な位置分解能と周波数計算の精度とを得ることができると共に、音線データ全体における演算効率を向上させることができる。 As a result, the width of the calculation window is narrow in a region (for example, the boundary portion of the tissue) that includes many high frequency components and requires position (distance) resolution, such as the positions i _{4 to} i _10. Is set to be On the other hand, like the positions i _{19 to} i ₂₂ , a region that does not contain much high frequency components but requires accuracy of frequency analysis (for example, a region in which tissue properties are to be analyzed, such as in a tissue such as the liver). In (), the calculation window is set to be wide.
As described above, in each calculation region, it is possible to obtain an appropriate position resolution and accuracy of frequency calculation according to the frequency characteristics of the waveform, and it is possible to improve calculation efficiency in the entire sound ray data.

ここで、図５及び図６を参照すると、計算単位数ｊの設定方法と、計算ウィンドウの開始位置ｉの移動量ｍとの組み合わせは、次の（１）〜（４）の場合が考えられ、それにより設定される計算ウィンドウのパターンが異なってくる。図５及び図６において、Ｐ_ｎ（ｎ＝１、２、…）は、位置ｉ_ｎにおける計算領域の周波数解析結果が反映される音線１０１上の位置（表示領域の中央）を示している。
（１）計算単位数ｊ＝一定、ｍ＝ｊとする場合
図５の（ａ）は、ｊ＝ｍ＝３の場合を表している。この場合には、互いに隣接する領域に、計算ウィンドウが順次設定される。この場合には、計算領域と表示領域とが一致する。 Here, referring to FIG. 5 and FIG. 6, the following combinations (1) to (4) are conceivable as a combination of the calculation unit number j setting method and the movement amount m of the calculation window start position i. Therefore, the pattern of the calculation window to be set is different. 5 and FIG. _{6, P n (n = 1,2} , ...) indicates the position on the sound ray 101 the frequency analysis result of the calculation region at position i _n is reflected (the center of the display area) .
(1) Case where Number of Calculation Units j = Constant, m = j FIG. 5A shows a case where j = m = 3. In this case, calculation windows are sequentially set in areas adjacent to each other. In this case, the calculation area matches the display area.

（２）計算単位数ｊ＝一定、ｍ＜ｊとする場合
図５の（ｂ）は、ｊ＝３、ｍ＝１の場合を表しており、先に設定された計算ウィンドウの一部と重なるように、次の計算ウィンドウが順次設定される。この場合には、計算基準幅ｋ_ｉの値が小さい領域においても、計算ウィンドウの幅を広く設定することができるので、計算フーリエ変換の精度を向上させることができる。なお、この場合には、表示領域は計算領域よりも小さくなる。 (2) When the number of calculation units j is constant and m <j, FIG. 5B shows the case where j = 3 and m = 1, and overlaps a part of the previously set calculation window. Thus, the next calculation window is sequentially set. In this case, even in a region where the value of the calculation reference width k _i is small, the width of the calculation window can be set wide, so that the accuracy of the calculation Fourier transform can be improved. In this case, the display area is smaller than the calculation area.

（３）計算単位数ｊ＝可変、ｍ＝ｊとする場合
図６の（ａ）は、位置ｉ_１において計算単位数ｊ＝ｍ＝３、位置ｉ_４〜ｉ_６において計算単位数ｊ＝ｍ＝１、位置ｉ_２４〜ｉ_２６においてｊ＝ｍ＝２、位置ｉ_２８においてｊ＝ｍ＝５とする場合を表している。この場合には、オペレータの所望の分解能、或いは、関心領域毎に適切な分解能で周波数解析結果を得ることができる。なお、この場合には、計算領域と表示領域とが一致する。 (3) When the number of calculation units j = variable and m = j FIG. 6A shows the number of calculation units j = m = 3 at position i _{1 and the} number of calculation units j = m at positions i _{4 to} i ₆ . = 1, j = m = 2 at positions i _{24 to} i ₂₆ , and j = m = 5 at position i ₂₈ . In this case, the frequency analysis result can be obtained with a resolution desired by the operator or with an appropriate resolution for each region of interest. In this case, the calculation area and the display area coincide.

（４）計算単位数ｊ＝可変、ｍ≦ｊとする場合
図６の（ｂ）は、位置ｉ_１〜ｉ_６においてｊ＝３、ｍ＝１又は２、位置ｉ_２４〜ｉ_２８においてｊ＝４、ｍ＝２とする場合を表している。この場合には、上記（３）の場合における利点に加えて、計算ウィンドウの幅を広くしてフーリエ変換の精度を向上させることができる。なお、ｍの値は固定にしても良いし、領域ごとに可変にしても良い。また、この場合には、表示領域は、計算領域よりも小さくなる。 (4) When the number of calculation units j = variable and m ≦ j, FIG. 6B shows the case where j = 3, m = 1 or 2 at positions i _{1 to} i ₆ , and j = at positions i _{24 to} i ₂₈ . 4 and m = 2. In this case, in addition to the advantage in the case of (3), the calculation window can be widened to improve the accuracy of the Fourier transform. Note that the value of m may be fixed or variable for each region. In this case, the display area is smaller than the calculation area.

このように、周波数解析部２８によって算出された超音波エコーの周波数成分は、例えば、次のような処理を受けて画像化される。
図７の（ａ）は、超音波送信信号の波形を表しており、図７の（ｂ）は、図７の（ａ）に示す送信信号をフーリエ変換することによって得られた周波数成分を表している。 As described above, the frequency component of the ultrasonic echo calculated by the frequency analysis unit 28 is imaged by receiving the following processing, for example.
7A shows the waveform of the ultrasonic transmission signal, and FIG. 7B shows the frequency component obtained by Fourier transforming the transmission signal shown in FIG. 7A. ing.

図８の（ａ）は、図３に示す波形の内、計算ウィンドウが設定された計算領域Ｗ_Ｘについてフーリエ変換することによって得られた反射波の周波数成分を表している。この反射波の周波数成分を、図７の（ｂ）に示す送信信号の周波数成分によって正規化することにより、図８の（ｂ）に示すように、送信基本周波数成分以外の成分、即ち、組織性状に依存する周波数成分が抽出された波形が得られる。 FIG. 8A shows the frequency component of the reflected wave obtained by performing Fourier transform on the calculation region W _X in which the calculation window is set in the waveform shown in FIG. By normalizing the frequency component of the reflected wave with the frequency component of the transmission signal shown in FIG. 7B, as shown in FIG. 8B, components other than the transmission fundamental frequency component, that is, the tissue A waveform from which frequency components depending on properties are extracted is obtained.

次に、図８の（ｂ）に示す波形において、２つの周波数成分間（Δｆ）における強度の差ｄ_Ｘを求める。図９は、図８の（ｂ）に示す波形を拡大して示している。図９に示すように、２つの周波数成分として、２つのピークＰ１及びＰ２の組み合わせを用いても良いし、２つのディップＤ１及びＤ２の組み合わせを用いても良い。或いは、所定の間隔Δｆ_ｉだけ離れた２つの周波数成分の組み合わせを用いても良い。さらに、図３に示すように、このようにして求められた強度の差ｄ_Ｙの値に基づいて、計算領域Ｗ_Ｘに対応する表示領域Ｄ_Ｘに所定の色が割り当てられて表示される。 Next, in the waveform shown in FIG. 8 (b), determines the difference d _X in intensity between the two frequency components (Delta] f). FIG. 9 is an enlarged view of the waveform shown in FIG. As shown in FIG. 9, a combination of two peaks P1 and P2 may be used as two frequency components, or a combination of two dips D1 and D2 may be used. Alternatively, a combination of two frequency components separated by a predetermined interval Δf _i may be used. Further, as shown in FIG. 3, a predetermined color is assigned to the display area D _X corresponding to the calculation area W _X and displayed based on the value of the intensity difference d _Y thus obtained.

同様にして、図３に示す波形の内、計算ウィンドウが設定された計算領域Ｗ_Ｙについてフーリエ変換することにより、図１０の（ａ）に示す反射波の周波数成分が得られ、それを図７の（ｂ）に示す送信波形の周波数成分によって正規化することにより、図１０の（ｂ）に示す波形が得られる。この波形における２つの周波数成分の差ｄ_Ｙに基づいて、計算領域Ｗ_Ｙに対応する表示領域Ｄ_Ｙに所定の色が割り当てられて表示される。 Similarly, the frequency component of the reflected wave shown in (a) of FIG. 10 is obtained by performing Fourier transform on the calculation region W _Y in which the calculation window is set in the waveform shown in FIG. The waveform shown in FIG. 10B is obtained by normalizing with the frequency component of the transmission waveform shown in FIG. Based on the difference d _Y of two frequency components in the waveform, a predetermined color in the display area D _Y corresponding to the calculation region W _Y are displayed assigned.

このように、図３に示す波形の各計算領域における周波数成分に基づいて、各表示領域を色分けして表示することにより、被検体の組織性状が表された超音波画像（周波数画像）を得ることができる。これにより、例えば、超音波に対する反射率が高い骨等の硬部組織についても、その組織の特徴に沿った画像を生成することが可能になる。 Thus, based on the frequency component in each calculation area of the waveform shown in FIG. 3, each display area is displayed in different colors, thereby obtaining an ultrasound image (frequency image) representing the tissue characteristics of the subject. be able to. Thereby, for example, even for a hard tissue such as a bone having a high reflectance with respect to ultrasonic waves, an image along the characteristics of the tissue can be generated.

図１１に、本実施形態に係る超音波診断装置において表示される超音波画像の例を模式的に示す。図１１の（ａ）は、Ｂモード画像を示す図であり、硬部組織（骨）の内部はほとんど不明であるが、硬部組織（骨）の外側に存在する軟部組織（筋）が表された超音波画像が生成される。一方、図１１の（ｂ）は、周波数画像を示す図であり、適切な周波数成分を抽出することにより、硬部組織（骨）の内部を強調して表示することができる。また、硬部組織（骨）と軟部組織（筋）との分離もはっきりと表されており、骨から表皮までを撮像することが可能である。なお、図１１の（ｃ）に示すように、Ｂモード画像と周波数画像とを合成して表示するようにしても良い。 FIG. 11 schematically shows an example of an ultrasonic image displayed in the ultrasonic diagnostic apparatus according to the present embodiment. FIG. 11A is a diagram showing a B-mode image, where the inside of the hard tissue (bone) is almost unknown, but the soft tissue (muscle) existing outside the hard tissue (bone) is represented. An ultrasonic image is generated. On the other hand, FIG. 11B is a diagram showing a frequency image, and by extracting an appropriate frequency component, the inside of the hard tissue (bone) can be emphasized and displayed. In addition, the separation between the hard tissue (bone) and the soft tissue (muscle) is clearly shown, and it is possible to image from the bone to the epidermis. Note that, as shown in FIG. 11C, the B-mode image and the frequency image may be combined and displayed.

さらに、そのような周波数画像によって被検体の組織を識別できた場合には、Ｂモード画像や周波数画像において距離補正を行っても良い。軟部組織と比較して、骨の内部においては超音波の音速が早くなるので（例えば、２倍）、通常の超音波画像においては、硬部組織の長さが実際よりも短く表示されている（例えば、１／２）。そこで、骨部の表部と裏部との間隔を音速に合わせて引き伸ばす補正を行うことにより、正確な組織形状が表示された超音波画像を得ることができる。 Furthermore, when the tissue of the subject can be identified by such a frequency image, distance correction may be performed on the B-mode image or the frequency image. Compared with soft tissue, the speed of ultrasound is faster inside the bone (for example, 2 times), so in normal ultrasound images, the length of hard tissue is displayed shorter than the actual length. (For example, 1/2). Therefore, an ultrasound image in which an accurate tissue shape is displayed can be obtained by performing a correction in which the distance between the front part and the back part of the bone part is stretched in accordance with the speed of sound.

このように、本実施形態によれば、音線上の各位置における周波数成分を、位置分解能と計算精度との両方を維持しながら求めることができるので、被検体内の領域毎の組織性状の違いを抽出し、精度良く画像に表示することができる。例えば、音響インピーダンスの差が大きい領域や、スペックル成分がメインの領域や、複数の超音波エコーの位相が互いに重なった領域についても、それぞれの領域における特徴を明確に視覚化することが可能になる。また、波形の連続性がなく、高調波成分を含むような位相の重なりによる変曲部や、骨部等の特徴的な周波数成分を含む超音波エコーの波形や、スペックルにより安定した周波数成分を含む波形を分離して表示することも可能である。 As described above, according to the present embodiment, the frequency component at each position on the sound ray can be obtained while maintaining both the position resolution and the calculation accuracy. Therefore, the difference in the tissue properties for each region in the subject Can be extracted and accurately displayed on the image. For example, it is possible to clearly visualize the characteristics of areas where acoustic impedance differences are large, areas where speckle components are main, and areas where the phases of multiple ultrasonic echoes overlap each other. Become. In addition, there is no continuity of the waveform, the inflection due to phase overlap that includes harmonic components, the waveform of ultrasonic echoes including characteristic frequency components such as bones, and stable frequency components due to speckle It is also possible to separate and display waveforms including

以上説明した本発明の一実施形態においては、波形周期に合わせて計算単位幅ｋ_ｉを算出したが、それ以外の方法によって計算単位幅ｋ_ｉや計算ウィンドウ幅Ｗ（計算領域Ｗ_ｎ）を設定しても良い。例えば、音線データの波形をＡＣ結合し、ゼロクロスする位置間を計算単位幅ｋ_ｉや計算ウィンドウ幅Ｗとして設定しても良いし、或いは、音線データの波形を時間軸で等分割し、ある時間幅に含まれる最大値（又は、最小値）の間隔を計算単位幅ｋ_ｉとしても良い。 In the embodiment of the present invention described above, the calculation unit width k _i is calculated in accordance with the waveform period. However, the calculation unit width k _i and the calculation window width W (calculation region W _n ) are set by other methods. You may do it. For example, the waveform of the sound ray data AC coupled, may be set between the zero cross position as calculated unit width k _i and calculates a window width W, or by equally dividing the waveform of the sound ray data on the time axis, maximum values contained in a certain time width (or minimum) distance may be calculated unit width k _i of.

さらに、波形に応じた計算ウィンドウ幅を設定する際に、単一の計算単位幅を用いても良い。即ち、図１２に示すように、音線データの波形を時間軸で等分割することにより計算単位幅ｋ_０を求め、波形に応じて計算単位数ｊを変化させることにより、計算ウィンドウ幅Ｗ＝ｋ_０×ｊを設定する。計算単位幅ｋ_０の値（分割幅）としては、Ｎ／送信周波数（Ｎは整数）とすることが望ましい。計算単位数ｊは、波形を見ながらオペレータが任意に変化させても良いし、ＲＯＩ毎に変化させても良い。また、計算ウィンドウの移動量ｍを、固定値（ｍ＝ｊ）にしても良いし、可変（ｍ≦ｊ）にしても良い。図１２の（ａ）には、計算単位数ｊ＝１、２、４又は７、移動量ｍ＝ｊの場合が表されており、図１２の（ｂ）には、計算単位数ｊ＝３又は５、移動量ｍ＝１又は２の場合が表されている。このように、計算単位幅ｋ_０を一定にする場合には、図４に示すような計算単位幅ｋ_ｉを算出するための手順が不要になるので、演算処理を簡単にすることができる。 Furthermore, when setting the calculation window width according to the waveform, a single calculation unit width may be used. That is, as shown in FIG. 12, the calculation unit width k ₀ is obtained by equally dividing the waveform of the sound ray data on the time axis, and the calculation window width W = Set k ₀ × j. The value (division width) of the calculation unit width k ₀ is preferably N / transmission frequency (N is an integer). The calculation unit number j may be arbitrarily changed by the operator while viewing the waveform, or may be changed for each ROI. Further, the moving amount m of the calculation window may be a fixed value (m = j) or may be variable (m ≦ j). FIG. 12A shows the case where the number of calculation units j = 1, 2, 4 or 7, and the movement amount m = j, and FIG. 12B shows the number of calculation units j = 3. Alternatively, the case where the movement amount m = 1 or 2 is shown. As described above, when the calculation unit width k ₀ is constant, a procedure for calculating the calculation unit width k _i as shown in FIG. 4 is not necessary, and the arithmetic processing can be simplified.

本発明は、超音波を送受信して生体内の臓器や骨等の撮像を行うことにより、診断のために用いられる超音波画像を生成する超音波診断装置において利用することが可能である。 INDUSTRIAL APPLICABILITY The present invention can be used in an ultrasonic diagnostic apparatus that generates an ultrasonic image used for diagnosis by transmitting and receiving ultrasonic waves and imaging an organ, bone, and the like in a living body.

本発明の一実施形態に係る超音波診断装置の構成を示すブロック図である。1 is a block diagram illustrating a configuration of an ultrasonic diagnostic apparatus according to an embodiment of the present invention. 図１に示す周波数解析部の構成を説明するための図である。It is a figure for demonstrating the structure of the frequency analysis part shown in FIG. 被検体を透過する音線を表す超音波エコーの波形を表す模式図である。It is a schematic diagram showing the waveform of the ultrasonic echo showing the sound ray which permeate | transmits a subject. 図３に示す波形にローパスフィルタ処理を施した波形を表す模式図である。It is a schematic diagram showing the waveform which performed the low-pass filter process on the waveform shown in FIG. 計算単位数と計算ウィンドウの移動量との組み合わせを説明するための図である。It is a figure for demonstrating the combination of the number of calculation units and the movement amount of a calculation window. 計算単位数と計算ウィンドウの移動量との組み合わせを説明するための図である。It is a figure for demonstrating the combination of the number of calculation units and the movement amount of a calculation window. 送信された超音波の波形とその周波数成分を表す図である。It is a figure showing the waveform of the transmitted ultrasonic wave, and its frequency component. 図１に示す計算領域Ｗ_Ｘにおける音線データの周波数成分を表す図である。It is a diagram representing the frequency components of the sound ray data in the calculation region W _X shown in FIG. 図８の（ｂ）を拡大して示す図である。It is a figure which expands and shows (b) of FIG. 図１に示す計算領域Ｗ_Ｙにおける音線データの周波数成分を表す図である。It is a diagram representing the frequency components of the sound ray data in the calculation region W _Y shown in FIG. 本発明の一実施形態に係る超音波診断装置において表示される超音波画像の例を模式的に示す図である。It is a figure which shows typically the example of the ultrasonic image displayed in the ultrasonic diagnosing device which concerns on one Embodiment of this invention. 計算ウィンドウ幅を設定する別の方法を説明するための図である。It is a figure for demonstrating another method of setting a calculation window width.

符号の説明Explanation of symbols

１０超音波用探触子
１０ａ超音波トランスデューサ
１１走査制御部
１２送信遅延パターン記憶部
１３送信制御部
１４駆動信号発生部
１５操作卓
１６制御部
１７記録部
２１信号処理部
２２受信フォーカス処理部
２３受信遅延パターン制御部
２４アンチエリアシング処理部
２５Ａ／Ｄ変換器
２６１次記憶部
２７Ｂモード画像データ生成部
２８周波数解析部
２９注目周波数自動決定部
３０抽出周波数演算部
３１周波数画像データ生成部
３２画像選択部
３３２次記憶部
３４画像処理部
３５表示部
２８１ウィンドウ作成用フィルタ処理部
２８２周波数解析ウィンドウ作成部
２８３ウィンドウ幅自動決定部
２８４フーリエ変換部 DESCRIPTION OF SYMBOLS 10 Ultrasonic probe 10a Ultrasonic transducer 11 Scan control part 12 Transmission delay pattern memory | storage part 13 Transmission control part 14 Drive signal generation part 15 Console 16 Control part 17 Recording part 21 Signal processing part 22 Reception focus process part 23 Reception Delay pattern control unit 24 Anti-aliasing processing unit 25 A / D converter 26 Primary storage unit 27 B-mode image data generation unit 28 Frequency analysis unit 29 Attention frequency automatic determination unit 30 Extraction frequency calculation unit 31 Frequency image data generation unit 32 Image selection unit 33 Secondary storage unit 34 Image processing unit 35 Display unit 281 Window creation filter processing unit 282 Frequency analysis window creation unit 283 Window width automatic determination unit 284 Fourier transform unit

Claims

被検体に複数の周波数成分を有する超音波を送信して被検体から反射された超音波を受信することによって取得されるエコー検出信号に基づいて、前記エコー検出信号の波形に応じて設定される期間に対応する検出信号に含まれている複数の周波数成分を求める演算を行う周波数解析手段と、
前記周波数解析手段によって求められた複数の周波数成分の内から少なくとも１つの周波数成分を抽出することにより、前記期間内に取得された検出信号に関する特徴量を求める周波数成分抽出手段と、
前記周波数成分抽出手段によって求められた特徴量に基づいて、被検体に関する画像データを生成する画像データ生成手段と、
を具備する超音波診断装置。 Based on an echo detection signal acquired by transmitting an ultrasonic wave having a plurality of frequency components to the subject and receiving the ultrasonic wave reflected from the subject, the ultrasonic detection signal is set according to the waveform of the echo detection signal. A frequency analysis means for calculating a plurality of frequency components included in the detection signal corresponding to the period;
A frequency component extracting unit that obtains a feature quantity related to a detection signal acquired within the period by extracting at least one frequency component from a plurality of frequency components obtained by the frequency analyzing unit;
Image data generating means for generating image data relating to the subject based on the feature amount obtained by the frequency component extracting means;
An ultrasonic diagnostic apparatus comprising:

前記周波数解析手段が、前記エコー検出信号に含まれる所定値以上の周波数成分を除去することによって得られた第２のエコー検出信号を用いて、前記期間を設定する、請求項１記載の超音波診断装置。 The ultrasonic wave according to claim 1, wherein the frequency analysis means sets the period using a second echo detection signal obtained by removing a frequency component equal to or higher than a predetermined value included in the echo detection signal. Diagnostic device.

前記周波数解析手段が、前記エコー検出信号の波形周期に基づいて、前記期間を設定する、請求項１又は２記載の超音波診断装置。 The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1, wherein the frequency analysis unit sets the period based on a waveform period of the echo detection signal.

前記周波数解析手段が、第２のエコー検出信号の波形において、隣接する、若しくは、所定数離れた極大値又は極小値の間隔を検出し、該極大値又は極小値の間隔を前記期間として設定する、請求項３記載の超音波診断装置。 The frequency analyzing means detects a maximum value or minimum value interval adjacent to each other or a predetermined number of distances in the waveform of the second echo detection signal, and sets the maximum value or minimum value interval as the period. The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 3.

前記周波数解析手段が、第２のエコー検出信号の波形において、隣接する、若しくは、所定数離れた極大値又は極小値の間隔を検出し、該極大値又は極小値の間隔を複数個連結することにより、前記期間を設定する、請求項３記載の超音波診断装置。 The frequency analyzing means detects a maximum value or a minimum value interval adjacent to each other or a predetermined number of distances in the waveform of the second echo detection signal, and connects a plurality of the maximum value or minimum value intervals. The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 3, wherein the period is set by:

前記周波数成分抽出手段が、前記周波数解析手段によって求められた複数の周波数成分を、超音波送信信号に含まれる周波数成分によって正規化する、請求項１〜５のいずれか１項記載の超音波診断装置。 The ultrasonic diagnosis according to claim 1, wherein the frequency component extraction unit normalizes the plurality of frequency components obtained by the frequency analysis unit with frequency components included in an ultrasonic transmission signal. apparatus.

前記周波数成分抽出手段が、前記周波数解析手段によって求められた複数の周波数成分の内から、ピーク又はディップを有する少なくとも１つの周波数成分を抽出する、請求項１〜６のいずれか１項記載の超音波診断装置。 The super component according to any one of claims 1 to 6, wherein the frequency component extracting unit extracts at least one frequency component having a peak or a dip from a plurality of frequency components obtained by the frequency analyzing unit. Ultrasonic diagnostic equipment.

前記周波数成分抽出手段が、前記周波数解析手段によって求められた複数の周波数成分の内から、所定の周波数間隔を有する複数の周波数成分の組み合わせを抽出する、請求項１〜７のいずれか１項記載の超音波診断装置。 The frequency component extraction unit extracts a combination of a plurality of frequency components having a predetermined frequency interval from a plurality of frequency components obtained by the frequency analysis unit. Ultrasound diagnostic equipment.

複数のエコー検出信号の各々に含まれる複数の周波数成分を記憶する記憶手段をさらに具備し、
前記周波数成分抽出手段が、前記周波数解析手段によって求められた複数の周波数成分の内から、前記記憶手段に記憶されている複数の周波数成分の平均値を有する周波数成分、前記記憶手段に記憶されている複数の周波数成分の内で、最も多く検出された周波数成分、又は、前記記憶手段に記憶されている所定の送信方向に関する検出信号における所定の周波数成分を抽出する、請求項１〜８のいずれか１項記載の超音波診断装置。 Further comprising storage means for storing a plurality of frequency components included in each of the plurality of echo detection signals;
The frequency component extraction unit stores a frequency component having an average value of a plurality of frequency components stored in the storage unit, among the plurality of frequency components obtained by the frequency analysis unit, and is stored in the storage unit. 9. The frequency component detected most frequently or a predetermined frequency component in a detection signal related to a predetermined transmission direction stored in the storage means is extracted from a plurality of frequency components. The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1.

前記画像データ生成手段が、複数の周波数成分の強度の相対関係に基づいて、前記期間内に取得された検出信号に関する特徴量を求める、請求項１〜９のいずれか１項記載の超音波診断装置。 The ultrasonic diagnosis according to any one of claims 1 to 9, wherein the image data generation unit obtains a feature amount related to a detection signal acquired within the period based on a relative relationship between intensities of a plurality of frequency components. apparatus.

前記画像データ生成手段が、前記期間内に取得された検出信号に関する特徴量の値に応じて、超音波画像に表される前記期間に対応する領域に、所定の色又は輝度を割り当てる、請求項１〜１０のいずれか１項記載の超音波診断装置。 The image data generation unit assigns a predetermined color or luminance to a region corresponding to the period represented in an ultrasonic image according to a value of a feature amount related to a detection signal acquired within the period. The ultrasonic diagnostic apparatus according to any one of 1 to 10.

前記エコー検出信号の強度に基づいて、被検体に関する第２の画像データを生成する第２の画像データ生成手段と、
前記第１の画像データ生成手段によって生成された第１の画像データと、前記第２の画像データ生成手段によって生成された第２の画像データとの内の少なくとも一方を選択する画像選択手段と、
をさらに具備する請求項１〜１１のいずれか１項記載の超音波診断装置。 Second image data generating means for generating second image data relating to the subject based on the intensity of the echo detection signal;
Image selecting means for selecting at least one of the first image data generated by the first image data generating means and the second image data generated by the second image data generating means;
The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1, further comprising:

前記画像選択手段が、前記画像データ生成手段によって生成された画像データと、前記第２の画像データ生成手段によって生成された第２の画像データとを合成して出力する、請求項１２記載の超音波診断装置。 The super image according to claim 12, wherein the image selection unit synthesizes and outputs the image data generated by the image data generation unit and the second image data generated by the second image data generation unit. Ultrasonic diagnostic equipment.

互いに異なる複数の期間内に取得された検出信号にそれぞれ関する特徴量に基づいて、前記画像データ生成手段によって生成された画像データ、又は、前記第２の画像データ生成手段によって生成された第２の画像データについて、超音波の音速に応じた距離補正を行う補正手段をさらに具備する、請求項１〜１３のいずれか１項記載の超音波診断装置。 The image data generated by the image data generation unit or the second image data generated by the second image data generation unit based on the feature quantities respectively related to the detection signals acquired in a plurality of different periods. The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1, further comprising a correction unit that performs distance correction on the image data in accordance with the sound speed of the ultrasonic wave.