JPH06209942A - Ultrasonic diagnosing device - Google Patents

Ultrasonic diagnosing device

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JPH06209942A
JPH06209942A JP4199766A JP19976692A JPH06209942A JP H06209942 A JPH06209942 A JP H06209942A JP 4199766 A JP4199766 A JP 4199766A JP 19976692 A JP19976692 A JP 19976692A JP H06209942 A JPH06209942 A JP H06209942A
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JP
Japan
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ultrasonic
echo signal
scanning
tomographic image
value
Prior art date
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Pending
Application number
JP4199766A
Other languages
Japanese (ja)
Inventor
Yoshizou Ishizuka
宜三 石塚
Ko Ishikawa
皇 石川
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Terumo Corp
Original Assignee
Terumo Corp
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Filing date
Publication date
Application filed by Terumo Corp filed Critical Terumo Corp
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Publication of JPH06209942A publication Critical patent/JPH06209942A/en
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  • Investigating Or Analyzing Materials By The Use Of Ultrasonic Waves (AREA)
  • Ultra Sonic Daignosis Equipment (AREA)

Abstract

PURPOSE:To correctly detect the movement of the organ of a testee and an ultrasonic probe and permitting the control to the image display mode attaching importance to the real time performance or the image display mode attaching importance to the resolving power, according to the magnitufe of this movement. CONSTITUTION:An ultrasonic diagnosing device is equipped with a focus position control circuit 112 which can shift the focus position of the ultrasonic beam transmission wave in N stages over the scan in N times by the ultrasonic beam (N is an integer) and an echo signal change detecting circuit 110 which calculates the value of ¦d1-d2¦/¦d1+d2¦, setting two data which is different in time of the echo signal corresponding to the same position in an ultrasonic scan region, as d1 and d2, and judges the magnitude of the change in time of the echo signal corresponding to the same position in the ultrasonic scan region. Further, the ultrasonic diagnosing device is equipped with an image memory 107 memorizing the tomogram data including at least the focus point position over the shift of the focus point position in N-stages and a focus stage quantity control circuit 111 which controls the number N of times of scan according to the result of the judgement of the echo signal change detection circuit 110.

Description

【発明の詳細な説明】Detailed Description of the Invention

【０００１】[0001]

【産業上の利用分野】本発明は、超音波プローブより被
検体に超音波ビームを走査して被検体内からの超音波エ
コーを受波し、エコー信号に基づく被検体のリアルタイ
ム断層画像を形成する超音波診断装置に関する。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention receives an ultrasonic echo from the inside of a subject by scanning the subject with an ultrasonic beam and forms a real-time tomographic image of the subject based on the echo signal. The present invention relates to an ultrasonic diagnostic device.

【０００２】[0002]

【従来の技術】複数の超音波振動子を有する超音波プロ
ーブから超音波を被検体内に送波し、被検体内の反射体
で反射されたエコー信号を超音波プローブで再度受波
し、検波、増幅等の処理を行った後に、画像として表示
器にリアルタイムで表示する超音波診断装置が医療用等
に広く用いられている。2. Description of the Related Art An ultrasonic wave is transmitted from an ultrasonic probe having a plurality of ultrasonic transducers into a subject, and an echo signal reflected by a reflector in the subject is received again by the ultrasonic probe. 2. Description of the Related Art An ultrasonic diagnostic apparatus that displays an image on a display in real time after performing processing such as detection and amplification is widely used for medical purposes.

【０００３】このような超音波診断装置において、断層
像の分解能を向上させるために、深度方向に対して異な
る領域を合焦させた複数のエコー信号を合成し、１枚の
断層画像を得る送信多段フォーカスの手法が、特公昭６
２−１７２５号公報、特公昭６２−１５２１５号公報等
に開示されている。In such an ultrasonic diagnostic apparatus, in order to improve the resolution of a tomographic image, a plurality of echo signals in which different regions are focused in the depth direction are combined to obtain one tomographic image. The method of multi-stage focusing is Shokoku Sho6
No. 2-1725, Japanese Patent Publication No. 62-15215, and the like.

【０００４】また、近年の超音波プローブ高密度化の技
術進歩により、これらの超音波診断装置では、超音波ビ
ームの音線密度を増やすことにより、より高分解能の画
像が得られるようになった。Further, due to the recent technological advancement of high density ultrasonic probe, in these ultrasonic diagnostic apparatuses, higher resolution images can be obtained by increasing the sound ray density of the ultrasonic beam. .

【０００５】さらに、断層像に重畳するノイズを除去す
るために、高速なディジタルフィルタを採用することに
より、断層像中のノイズを除去し、より高感度な画像が
得られるようになった。Further, in order to remove the noise superposed on the tomographic image, a high-speed digital filter is adopted to remove the noise in the tomographic image and a more sensitive image can be obtained.

【０００６】一般的に、超音波断層像をリアルタイムで
診断する場合、オペレータは超音波プローブを診断部位
付近の体表にあて、プローブをさまざまな角度にして診
断部位を探す。診断部位がおおよそ見つかると、プロー
ブの位置を動かさずに診断部位を観察する。Generally, when diagnosing an ultrasonic tomographic image in real time, an operator places an ultrasonic probe on the surface of the body in the vicinity of the diagnosis site and searches the diagnosis site with the probe at various angles. When the diagnostic site is roughly found, the diagnostic site is observed without moving the position of the probe.

【０００７】概略的に診断部位を探す場合には、超音波
断層像の細かい分解能よりもリアルタイム性が重要であ
り、診断部位を詳細に観察する場合には、リアルタイム
性よりも断層像分解能が重要である。Real-time property is more important than fine resolution of an ultrasonic tomographic image when a diagnostic site is roughly searched, and tomographic image resolution is more important than real-time property when observing a diagnostic site in detail. Is.

【０００８】前述の送信多段フォーカス方法、断層像表
示領域、走査高密度方法、ディジタルノイズ除去方法等
は、必然的に断層像のリアルタイム性の低下を伴い、高
い断層像分解能や診断し易い断層像を得るためにそれら
の処理を行うには、リアルタイム性を犠牲にしなければ
ならなかった。The above-mentioned transmission multi-stage focusing method, tomographic image display area, scanning high-density method, digital noise removing method and the like inevitably lower real-time tomographic images, and have high tomographic image resolution and easy tomographic images to be diagnosed. In order to do those things in order to obtain, we had to sacrifice real-timeness.

【０００９】この問題を解決するために、送信多段フォ
ーカス法等の処理のための実行／解除スイッチ等を設
け、超音波診断装置の操作者が手動で、リアルタイム性
を重視する場合には、処理の解除を選択し、分解能等の
性能を重視する場合には処理の実行を選択することで、
操作者が所望の断層像を得ていた。しかし、その方法で
は操作者の煩雑な操作を行わねばならなかった。In order to solve this problem, an execution / cancel switch or the like for the processing of the transmission multi-stage focusing method or the like is provided, and when the operator of the ultrasonic diagnostic apparatus manually attaches importance to real-time processing, the processing is performed. Is selected, and if performance such as resolution is emphasized, select process execution to
The operator obtained a desired tomographic image. However, that method requires complicated operations by the operator.

【００１０】そこで、特開平２−２００２５５号公報等
では、超音波受信信号をＡ／Ｄ（アナログ／ディジタ
ル）変換したディジタル信号に対して、あるデータと１
フレーム前のデータを差分した差分データを求め、この
差分データが所定値を越えると動きがあると判定し、送
信多段フォーカスの段数を減らしたり、１走査内での走
査密度を粗くしたりする技術が開示されている。これに
より動きのある場合にはリアルタイム性を重視した表示
法を、動きのない場合には分解能を重視した表示法を自
動的にとり、常に適した断層像が表示できるとされてい
る。Therefore, in Japanese Unexamined Patent Publication No. 2-200255, etc., certain data and 1 are added to a digital signal obtained by A / D (analog / digital) converting an ultrasonic wave reception signal.
A technique of obtaining difference data obtained by subtracting the data before the frame, determining that there is motion when this difference data exceeds a predetermined value, reducing the number of stages of transmission multi-stage focus, and roughening the scanning density within one scan Is disclosed. As a result, it is said that a display method that emphasizes real-time property is automatically adopted when there is motion, and a display method that emphasizes resolution is automatically adopted when there is no motion, and an always suitable tomographic image can be displayed.

【００１１】[0011]

【発明が解決しようとする課題】しかしながら、特開平
２−２００２５５号公報に開示されている技術では、充
分に断層像の動きを検出することはできなかった。However, the technique disclosed in Japanese Patent Laid-Open No. 2-200255 cannot sufficiently detect the movement of the tomographic image.

【００１２】たとえば、図１９に示すようなパターンが
横方向に定速度( ｖ) で移動している状態の断層像を考
えた場合、断層像中のある位置での時間的な階調値の変
化は、図２０に示すようになる。横軸が時間、縦軸が階
調値を示している。For example, considering a tomographic image in which a pattern as shown in FIG. 19 is moving laterally at a constant velocity (v), the temporal gradation value at a certain position in the tomographic image is considered. The change is as shown in FIG. The horizontal axis represents time and the vertical axis represents gradation value.

【００１３】図１９に示したパターンが、定速度（２
ｖ）で移動している状態の断層像では、時間と断層像中
のある位置での階調値の関係は図２１で示すようにな
る。なお、図２１においても、横軸が時間、縦軸が階調
値を示している。The pattern shown in FIG. 19 has a constant velocity (2
In the tomographic image in the state of moving in v), the relationship between the time and the gradation value at a certain position in the tomographic image is as shown in FIG. Also in FIG. 21, the horizontal axis represents time and the vertical axis represents gradation value.

【００１４】次に、図１９で示したパターンにおいて、
低レベルの領域１と高レベルの領域２のレベル差が２倍
になった場合を考える。その場合の、時間と断層像中の
ある位置での階調値の関係は図２２で示すようになる。
動きの検出を正確に行う場合には、図２０で示した分布
と図２１で示した分布が明確に区別できなければならな
いが、特開平２−２００２５５号公報で開示されている
技術では、図２０で示した分布と図２２で示した分布の
差異の方が現れてしまう。Next, in the pattern shown in FIG.
Consider a case where the level difference between the low level area 1 and the high level area 2 is doubled. In that case, the relationship between the time and the gradation value at a certain position in the tomographic image is as shown in FIG.
In order to accurately detect the motion, it is necessary to clearly distinguish the distribution shown in FIG. 20 from the distribution shown in FIG. 21, but in the technique disclosed in Japanese Patent Application Laid-Open No. 2-200255, The difference between the distribution shown in FIG. 20 and the distribution shown in FIG. 22 appears.

【００１５】この点についてさらに詳しく説明を行え
ば、輝度の時間的変化を、 Ａsin(ωｔ) で表わせるとしたとき、時間τ遅れた時の輝度変化は、 Ａsin(ω( ｔ−τ)) となる。なお、Ａは正の実数とし、ωは０でない任意の
実数とする。To explain this point in more detail, assuming that the temporal change in luminance can be represented by Asin (ωt), the luminance change when a time τ is delayed is Asin (ω (t-τ)). Becomes Note that A is a positive real number and ω is an arbitrary real number that is not zero.

【００１６】特開平２−２００２５５号公報で開示され
た技術では、 ｜Ａsin(ωｔ) −Ａsin(ω( ｔ−τ))｜ が所定値より大きければ、動きありと判定するが、この
値がＡと比例関係があり、動き( 図２０と図２１の差)
の変化だけではなく、振幅( 図２０と図２２の差) に依
存する値であるといえる。In the technique disclosed in Japanese Patent Laid-Open No. 2-200255, if | Asin (ωt) -Asin (ω (t-τ)) | is larger than a predetermined value, it is determined that there is motion, but this value is There is a proportional relationship with A, and movement (difference between FIG. 20 and FIG. 21)
It can be said that it is a value that depends not only on the change of but also on the amplitude (difference between FIGS.

【００１７】このように、特開平２−２００２５５号公
報で開示されている技術では、動きのみを正確に検出す
ることが困難であるという問題があった。As described above, the technique disclosed in Japanese Patent Laid-Open No. 2-200255 has a problem that it is difficult to accurately detect only the motion.

【００１８】本発明はかかる問題点に鑑みてなされたも
ので、その目的は、被検体の臓器や超音波プローブの動
きを正確に検出することができ、この動きの大きさに応
じてリアルタイム性を重視した画像表示モード、あるい
は分解能、走査密度や走査幅による緻密性、もしくは低
ノイズ性を重視した画像表示モードに制御することがで
き、動きに応じた適性な画像表示を行うことができる超
音波診断装置を提供することにある。The present invention has been made in view of the above problems, and an object thereof is to be able to accurately detect the movement of an organ of a subject or an ultrasonic probe, and the real-time property depending on the magnitude of the movement. It is possible to control the image display mode with emphasis on resolution, or the image display mode with emphasis on resolution, scanning density and scanning width, or low noise, and it is possible to display an appropriate image according to movement. An object is to provide an ultrasonic diagnostic apparatus.

【００１９】[0019]

【課題を解決するための手段】本発明（第１の発明）
は、超音波プローブより被検体に超音波ビームを走査し
て被検体内からの超音波エコーを受波し、エコー信号に
基づく被検体のリアルタイム断層画像を形成する超音波
診断装置であって、前記超音波ビームＮ回（Ｎは整数）
の走査に渡って、前記超音波ビーム送波の焦点位置をＮ
段階移動可能な焦点位置制御手段と、超音波走査領域中
の同位置に対応するエコー信号の時間的に異なる２つの
データをｄ1 およびｄ2 として、 ｜ｄ1 −ｄ2 ｜／｜ｄ1 ＋ｄ2 ｜ なる値を算出し、この値に基づいて、前記超音波走査領
域中の同位置に対応するエコー信号の時間的変化の大き
さを判定するエコー信号変化検出手段と、前記Ｎ段階の
焦点位置の移動に渡って、少なくとも前記焦点位置を含
む断層像データを記憶する画像記憶手段と、前記エコー
信号変化検出手段の判定結果に応じて、前記Ｎを制御す
るフォーカス段数制御手段とを備えている。Means for Solving the Problems The present invention (first invention)
Is an ultrasonic diagnostic apparatus that receives an ultrasonic echo from the inside of the subject by scanning an ultrasonic beam on the subject from the ultrasonic probe, and forms a real-time tomographic image of the subject based on the echo signal, The ultrasonic beam N times (N is an integer)
The focal position of the ultrasonic beam transmission is N
A method moveable focal position control means, the time to two different data echo signals corresponding to the same position in the ultrasonic scanning region as d 1 and d 2, | d 1 -d 2 | / | d 1 + D 2 | value is calculated, and based on this value, an echo signal change detecting means for determining the magnitude of the time change of the echo signal corresponding to the same position in the ultrasonic scanning region; An image storage unit that stores tomographic image data including at least the focus position over the movement of the focus position, and a focus stage number control unit that controls the N according to the determination result of the echo signal change detection unit are provided. ing.

【００２０】この超音波診断装置では、エコー信号変化
検出手段において、｜ｄ1 −ｄ2 ｜／｜ｄ1 ＋ｄ2 ｜の
値に基づいてエコー信号の時間的変化の大きさが判定さ
れ、このエコー信号変化検出手段の判定結果に応じて、
フォーカス段数制御手段が超音波ビームによる走査回数
Ｎを制御する。In this ultrasonic diagnostic apparatus, the echo signal change detecting means determines the magnitude of the time change of the echo signal based on the value of | d 1 −d 2 | / | d 1 + d 2 | Depending on the judgment result of the echo signal change detection means,
The focus step number control means controls the number of scanning times N by the ultrasonic beam.

【００２１】超音波ビームの走査回数Ｎの制御は、具体
的には、前記エコー信号の時間的変化の増加に従ってＮ
を減少させるように行われる。The control of the number of times N of scanning of the ultrasonic beam is carried out by specifically controlling the number N of times by increasing the temporal change of the echo signal.
Is done to reduce.

【００２２】すなわち、この超音波診断装置では、前記
値が大きければ、エコー信号の時間的変化が大きい、つ
まり被検体中の臓器の動きや超音波プローブの移動速度
が大きいものと判定し、フォーカス段数制御手段により
リアルタイム性を重視した画像表示モードとすることが
でき、逆に、前記値が小さければ、エコー信号の時間的
変化が小さい、つまり被検体中の臓器の動きや超音波プ
ローブの移動速度が小さいものと判定し、フォーカス段
数制御手段により分解能を重視した画像表示モードとす
ることができる。That is, in this ultrasonic diagnostic apparatus, if the above value is large, it is determined that the temporal change of the echo signal is large, that is, the movement of the organ in the subject or the moving speed of the ultrasonic probe is large, and the focus is focused. It is possible to set the image display mode in which the real-time property is emphasized by the step number control means, and conversely, if the value is small, the temporal change of the echo signal is small, that is, the movement of the organ in the subject or the movement of the ultrasonic probe. It is possible to determine that the speed is low, and to set the image display mode in which the resolution is emphasized by the focus step number control means.

【００２３】また、本発明（第２の発明）は、超音波プ
ローブより被検体に超音波ビームを走査して被検体内か
らの超音波エコーを受波し、エコー信号に基づく被検体
のリアルタイム断層画像を形成する超音波診断装置であ
って、超音波走査領域中の同位置に対応するエコー信号
の時間的に異なる２つのデータをｄ1 およびｄ2 とし
て、 ｜ｄ1 −ｄ2 ｜／｜ｄ1 ＋ｄ2 ｜ なる値を算出し、この値に基づいて、前記超音波走査領
域中の同位置に対応するエコー信号の時間的変化の大き
さを判定するエコー信号変化検出手段と、このエコー信
号変化検出手段の判定結果に応じて、前記超音波ビ−ム
の走査密度および走査幅の少なくとも一方を制御する走
査制御手段とを備えている。Further, according to the present invention (the second invention), an ultrasonic beam is scanned from the ultrasonic probe to the subject to receive ultrasonic echoes from the inside of the subject, and the real time of the subject based on the echo signal is received. An ultrasonic diagnostic apparatus for forming a tomographic image, wherein two data of echo signals corresponding to the same position in an ultrasonic scanning region and different in time are defined as d 1 and d 2 , | d 1 −d 2 | / A value | d 1 + d 2 | is calculated, and based on this value, echo signal change detection means for determining the magnitude of the time change of the echo signal corresponding to the same position in the ultrasonic scanning region, Scanning control means for controlling at least one of the scanning density and the scanning width of the ultrasonic beam according to the determination result of the echo signal change detection means.

【００２４】この超音波診断装置では、エコー信号変化
検出手段において、｜ｄ1 −ｄ2 ｜／｜ｄ1 ＋ｄ2 ｜の
値に基づいてエコー信号の時間的変化の大きさが判定さ
れ、このエコー信号変化検出手段の判定結果に応じて、
走査制御手段が超音波ビームの走査密度および走査幅の
いずれか一方を制御する。In this ultrasonic diagnostic apparatus, the echo signal change detecting means determines the magnitude of the time change of the echo signal based on the value of | d 1 −d 2 | / | d 1 + d 2 | Depending on the judgment result of the echo signal change detection means,
The scanning control means controls either the scanning density or the scanning width of the ultrasonic beam.

【００２５】超音波ビ−ムの走査密度および走査幅の制
御は、具体的には、エコー信号の時間的変化の増加に従
って走査幅および走査密度を減少させるように行われ
る。Specifically, the control of the scanning density and the scanning width of the ultrasonic beam is performed so as to decrease the scanning width and the scanning density as the time change of the echo signal increases.

【００２６】この超音波診断装置では、前記値が大きけ
れば、エコー信号の時間的変化が大きい、つまり被検体
中の臓器の動きや超音波プローブの移動速度が大きいも
のと判定し、走査制御手段によりリアルタイム性を重視
した画像表示モードとすることができ、逆に、前記値が
小さければ、エコー信号の時間的変化が小さい、つまり
被検体中の臓器の動きや超音波プローブの移動速度が小
さいものと判定し、走査制御手段により走査密度、走査
幅による緻密さを重視した画像表示モードとすることが
できる。In this ultrasonic diagnostic apparatus, if the above value is large, it is determined that the temporal change of the echo signal is large, that is, the movement of the organ in the subject or the moving speed of the ultrasonic probe is large, and the scanning control means. Therefore, it is possible to set the image display mode in which the real-time property is emphasized. On the contrary, when the value is small, the temporal change of the echo signal is small, that is, the movement of the organ in the subject or the moving speed of the ultrasonic probe is small. It is determined that the image display mode has been set, and the scanning control unit can set the image display mode in which the scanning density and the fineness due to the scanning width are emphasized.

【００２７】さらに、本発明（第３の発明）は、超音波
プローブより被検体に超音波ビームを走査して被検体内
からの超音波エコーを受波し、エコー信号に基づく被検
体のリアルタイム断層画像を形成する超音波診断装置で
あって、超音波走査領域中の同位置に対応するエコー信
号の時間的に異なる２つのデータをｄ1 およびｄ2 とし
て、 ｜ｄ1 −ｄ2 ｜／｜ｄ1 ＋ｄ2 ｜ なる値を算出し、この値に基づいて前記超音波走査領域
中の同位置に対応するエコー信号の時間的変化の大きさ
を判定するエコー信号変化検出手段と、エコー信号から
ノイズを除去するとともに、このノイズ除去の動作状態
において、断層像表示のリアルタイム性が損なわれるノ
イズ除去手段と、前記エコー信号変化検出手段の判定結
果に応じて、前記ノイズ除去手段の動作状態を制御する
ノイズ除去制御手段とを備えている。Further, according to the present invention (the third invention), the ultrasonic probe scans the ultrasonic beam on the subject to receive ultrasonic echoes from the inside of the subject, and the real time of the subject based on the echo signal is received. An ultrasonic diagnostic apparatus for forming a tomographic image, wherein two data of echo signals corresponding to the same position in an ultrasonic scanning region and different in time are defined as d 1 and d 2 , | d 1 −d 2 | / Echo signal change detection means for calculating a value | d 1 + d 2 | and determining the magnitude of temporal change of the echo signal corresponding to the same position in the ultrasonic scanning region based on this value; Noise from the noise removal means, and in the operation state of this noise removal, the noise removal means that impairs the real-time property of the tomographic image display, and the noise removal means of the noise removal means according to the determination result of the echo signal change detection means. And a noise removal controlling means for controlling the work state.

【００２８】この超音波診断装置では、エコー信号変化
検出手段において、｜ｄ1 −ｄ2 ｜／｜ｄ1 ＋ｄ2 ｜の
値に基づいてエコー信号の時間的変化の大きさが判定さ
れ、このエコー信号変化検出手段の判定結果に応じて、
ノイズ除去制御手段がノイズ除去手段の動作状態を制御
する。In this ultrasonic diagnostic apparatus, the echo signal change detecting means determines the magnitude of the time change of the echo signal based on the value of | d 1 −d 2 | / | d 1 + d 2 | Depending on the judgment result of the echo signal change detection means,
The noise removal control means controls the operating state of the noise removal means.

【００２９】ノイズ除去手段の動作状態を制御する方法
は、具体的には、エコー信号の時間的変化の減少に従っ
てノイズ除去効果を高め、エコー信号の時間的変化の増
加に従って、表示断層像のリアルタイム性を高めるよう
に行われる。Specifically, the method of controlling the operating state of the noise removing means enhances the noise removing effect as the temporal change of the echo signal decreases, and the real-time display of the display tomographic image as the temporal change of the echo signal increases. It is done to improve sex.

【００３０】すなわち、この超音波診断装置では、前記
値が大きければ、エコー信号の時間的変化が大きい、つ
まり被検体中の臓器の動きや超音波プローブの移動速度
が大きいものと判定し、フォーカス段数制御手段により
リアルタイム性を重視した画像表示モードとすることが
でき、逆に、前記値が小さければ、エコー信号の時間的
変化が小さい、つまり被検体中の臓器の動きや超音波プ
ローブの移動速度が小さいものと判定し、ノイズ除去制
御手段により低ノイズ性を重視した画像表示モードとす
ることができる。That is, in this ultrasonic diagnostic apparatus, if the value is large, it is determined that the temporal change of the echo signal is large, that is, the movement of the organ in the subject or the moving speed of the ultrasonic probe is large, and the focus is focused. It is possible to set the image display mode in which the real-time property is emphasized by the step number control means, and conversely, if the value is small, the temporal change of the echo signal is small, that is, the movement of the organ in the subject or the movement of the ultrasonic probe. It can be determined that the speed is low, and the noise removal control unit can set the image display mode in which low noise is emphasized.

【００３１】次に、本発明による超音波診断装置のエコ
ー信号変化検出手段における超音波プローブ等の動き検
出原理について説明する。Next, the principle of motion detection of the ultrasonic probe or the like in the echo signal change detecting means of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the present invention will be described.

【００３２】前述の断層像中のある画素における階調値
の時間的変化を、The temporal change of the gradation value at a certain pixel in the above-mentioned tomographic image is

【００３３】Ａsin ωｔ とした場合、この時点からτだけ進んだ時の階調値の時
間的変化は、When Asin ωt, the temporal change of the gradation value when it advances by τ from this point is

【００３４】Ａsin ω( ｔ＋τ) となる（Ａは正の実数であり、ωは０でない実数とす
る）。ここで、ｄ1 ＝Ａsin ω( ｔ＋τ) 、ｄ2 ＝Ａsi
n ωｔとすると、Asin ω (t + τ) (A is a positive real number, and ω is a nonzero real number). Here, d 1 = Asin ω (t + τ), d 2 = Asi
If n ωt,

【００３５】[0035]

【数１】 ｜ｄ1 −ｄ2 ｜／｜ｄ1 ＋ｄ2 ｜＝Ａ｜sin ω( ｔ＋τ) −sin ωｔ｜／Ａ｜si n ω( ｔ＋τ) ＋sin ωｔ｜＝｛√（１−cos ωτ）・｜sin(ωｔ＋φ1)｜｝／ ｛√（１＋cos ωτ）・｜sin(ωｔ＋φ2)｜｝## EQU1 ## | d 1 −d 2 | / | d 1 + d 2 | = A | sin ω (t + τ) −sin ωt | / A | sin n ω (t + τ) + sin ωt | = {√ (1-cos ωτ ) ・ | Sin (ωt + φ1) |} / {√ (1 + cos ωτ) ・ | sin (ωt + φ2) |}

【００３６】となり、Ａには依存せず、ωτに依存する
値となる。ただし、Therefore, the value does not depend on A but depends on ωτ. However,

【００３７】[0037]

【数２】φ1 ＝tan -1｛sin ωτ／(cosωτ−１) ｝ φ2 ＝tan -1｛sin ωτ／(cosωτ＋１) ｝[Formula 2] φ1 = tan -1 {sin ωτ / (cosωτ-1)} φ2 = tan -1 {sin ωτ / (cosωτ + 1)}

【００３８】ここで、上式を断層像中のエコー信号に即
して考えた場合、Ａは断層像中の低輝度領域と高輝度領
域の輝度差を示し、ωτは断層像の移動する度合を示し
ている。Here, when the above equation is considered according to the echo signal in the tomographic image, A indicates the luminance difference between the low luminance region and the high luminance region in the tomographic image, and ωτ is the degree of movement of the tomographic image. Is shown.

【００３９】また、０＜ωτ＜π／２、の領域では、ω
τの増加に伴い、分子の平方根の中は増加し、分母の平
方根の中は減少するため、前述の特開平２−２００２５
５号公報で開示されている方法と比較しても明らかに、
断層像の移動の度合を数量化しており、動きを正確に検
出することができる。In the region of 0 <ωτ <π / 2, ω
As the value of τ increases, the square root of the numerator increases and the square root of the denominator decreases.
Even when compared with the method disclosed in Japanese Patent Publication No. 5,
The degree of movement of the tomographic image is quantified, and the movement can be accurately detected.

【００４０】[0040]

【実施例】以下、添付図面を参照して本発明の実施例を
詳細に説明する。Embodiments of the present invention will now be described in detail with reference to the accompanying drawings.

【００４１】図１は第１の発明の一実施例に係る超音波
診断装置のブロック構成図を表すものである。FIG. 1 shows a block diagram of an ultrasonic diagnostic apparatus according to an embodiment of the first invention.

【００４２】本実施例の超音波診断装置は、ｎチャンネ
ル（たとえばｎ＝６４チャンネル）の超音波振動子１０
０ａがアレイ状に配列された超音波プローブ１００を備
えている。超音波プローブ１００の各超音波振動子１０
０ａは送受信回路１０１に個々独立して接続されてい
る。送受信回路１０１はｎチャンネルのうち隣合うｋ個
（例えばｋ＝８）のチャンネルを選択し、被検体１０中
に対して超音波の送受信を行う。The ultrasonic diagnostic apparatus of the present embodiment has an ultrasonic transducer 10 of n channels (for example, n = 64 channels).
0a is provided with an ultrasonic probe 100 arranged in an array. Each ultrasonic transducer 10 of the ultrasonic probe 100
0a is independently connected to the transmission / reception circuit 101. The transmission / reception circuit 101 selects adjacent k (for example, k = 8) channels out of n channels, and transmits / receives ultrasonic waves to / from the subject 10.

【００４３】この選択されるチャンネルの位置を、送受
信サイクル毎に１チャンネルずつ移動させることにより
超音波ビ−ムの走査が行われる。送受信を行うｋ個のチ
ャンネルは送信フォ−カス回路１０２から出力されるｋ
ラインからなるトリガ信号によって励振されるが、これ
らのトリガ信号のライン間には相対的な遅延が施されて
いる。この遅延は、選択されたｋ個の振動子から送出さ
れる超音波（送波）が円弧の波面を形成するような値に
設定されているため、送波は、その円弧の中心に相当す
る深度位置で収束する。Ultrasonic beam scanning is performed by moving the position of the selected channel by one channel for each transmission / reception cycle. The k channels for transmission and reception are k output from the transmission focus circuit 102.
Excited by a trigger signal consisting of lines, there is a relative delay between the lines of these trigger signals. This delay is set to a value such that the ultrasonic waves (transmitted waves) sent from the selected k transducers form the wavefront of the circular arc, so the transmitted wave corresponds to the center of the circular arc. It converges at the depth position.

【００４４】送波された超音波信号は、被検体１０内の
様々な位置で反射し、再び超音波振動子１００ａで受波
される。受波された超音波信号は、アナログ電気信号に
変換され、送受信回路１０１、受信フォ−カス回路１０
３、対数変換回路１０４および検波回路１０５を経て、
Ａ／Ｄ（アナログ／ディジタル）変換回路１０６にてデ
ィジタル信号に変換された後、画像メモリ１０７に記憶
される。画像メモリ１０７に記憶されたデータは、ビデ
オ信号に同期して逐次読み出され、Ｄ／Ａ（ディジタル
／アナログ）変換回路１０８にてアナログ信号に変換さ
れ、表示器１０９に超音波断層像として表示される。The transmitted ultrasonic signal is reflected at various positions within the subject 10 and is received again by the ultrasonic transducer 100a. The received ultrasonic signal is converted into an analog electric signal, and the transmitting / receiving circuit 101 and the receiving focus circuit 10 are converted.
3, through the logarithmic conversion circuit 104 and the detection circuit 105,
After being converted into a digital signal by the A / D (analog / digital) conversion circuit 106, it is stored in the image memory 107. The data stored in the image memory 107 is sequentially read in synchronization with the video signal, converted into an analog signal by the D / A (digital / analog) conversion circuit 108, and displayed as an ultrasonic tomographic image on the display 109. To be done.

【００４５】以上の部分は超音波診断装置としては、ご
く一般的な構成であるが、本実施例の特徴的な構成とし
て、送信フォ−カス回路１０２は送信フォ−カス位置を
変化させるための焦点位置制御回路１１２を有してい
る。また、Ａ／Ｄ変換回路１０６の出力は画像メモリ１
０７とともに、エコ−信号変化検出回路１１０に入力さ
れ、さらに、このエコ−信号変化検出回路１１０の出力
がフォーカス段数制御回路１１１に入力されるようにな
っている。フォーカス段数制御回路１１１は、画像メモ
リ１０７および焦点位置制御回路１１２を後述する方法
で制御するようになっている。The above-mentioned part is a very general structure for an ultrasonic diagnostic apparatus, but as a characteristic structure of the present embodiment, the transmission focus circuit 102 is for changing the transmission focus position. It has a focus position control circuit 112. The output of the A / D conversion circuit 106 is the image memory 1
Along with 07, the echo signal change detection circuit 110 is inputted, and further, the output of the eco signal change detection circuit 110 is inputted to the focus stage number control circuit 111. The focus stage number control circuit 111 controls the image memory 107 and the focus position control circuit 112 by a method described later.

【００４６】次に、本実施例の特徴的な部分について、
その動作を詳述する。なお、本実施例では、画像メモリ
１０７の記憶容量と表示断層像の対応をつきやすくする
ため、超音波プローブ１００として矩形の断層像を表示
するリニアアレイ型プローブを使用する。Next, regarding the characteristic part of this embodiment,
The operation will be described in detail. In the present embodiment, in order to facilitate correspondence between the storage capacity of the image memory 107 and the displayed tomographic image, a linear array type probe that displays a rectangular tomographic image is used as the ultrasonic probe 100.

【００４７】図２はエコー信号変化検出回路１１０の具
体的な構成を示すものである。入力部の遅延用メモリ２
０１はＦＩＦＯ（ファ−ストイン・ファ−ストアウト）
構造のメモリであり、エコ−デ−タをフレ−ム単位で遅
延させる目的で設けられている。遅延用メモリ２０１の
入力をＤ1 (k,p) ，同時点に於ける出力をＤ2 (k,p)
（ｋはフレ−ム番号，ｐは画素番号）、遅延量をαフレ
−ムとすると、FIG. 2 shows a specific configuration of the echo signal change detection circuit 110. Input delay memory 2
01 is a FIFO (first in first out)
This is a structured memory and is provided for the purpose of delaying eco-data in frame units. The input of the delay memory 201 is D 1 (k, p), and the output at the same time is D 2 (k, p).
(K is a frame number, p is a pixel number), and the delay amount is α frame,

【００４８】[0048]

【数３】Ｄ2 (k,p) ＝Ｄ1 ((k-α),p) の関係がある。## EQU3 ## There is a relationship of D 2 (k, p) = D 1 ((k-α), p).

【００４９】αは正の整数であり、大きくすれば信号変
化は検出し易くなるが被検体１０と超音波プロ−ブ１０
０との相対的な動きが早すぎる場合は、Ｄ2 (k,p) とＤ
1 ((k-α),p)との相関が無くなってしまうので、信号変
化を検出することができなくなる。したがって、αは１
〜１０程度が実用的である（もちろん超音波ビ−ム走査
の時間にも依存する）。Α is a positive integer, and the larger the value, the easier the signal change can be detected, but the object 10 and the ultrasonic probe 10 are easily detected.
If the movement relative to 0 is too fast, D 2 (k, p) and D
Since there is no correlation with 1 ((k-α), p), it becomes impossible to detect a signal change. Therefore, α is 1
About 10 is practical (of course, it depends on the time of ultrasonic beam scanning).

【００５０】さて、Ｄ1 (k,p) およびＤ2 ((k),p) はそ
れぞれＤ／Ａコンバ−タ２０２、２０３によってアナロ
グ信号ｄ１，ｄ２に変換され、アナログ演算回路により ｜ｄ1 −ｄ2 ｜／｜ｄ1 ＋ｄ2 ｜ の出力ＶMTを得る。Now, D 1 (k, p) and D 2 ((k), p) are converted into analog signals d1 and d2 by D / A converters 202 and 203, respectively, and | d 1 by an analog arithmetic circuit. Obtain the output VMT of −d 2 | / | d 1 + d 2 |.

【００５１】具体的には、減算器２０４、加算器２０５
および絶対値回路２０６、２０７によって｜ｄ1 −ｄ2
｜、｜ｄ1 ＋ｄ2 ｜それぞれを得、それぞれを対数変換
して差を求め、さらに、逆対数変換を行うことによっ
て、この出力を得ることができる。ＶMTはコンパレ−タ
２１２によって基準レベルＶref と比較される。Specifically, the subtractor 204 and the adder 205
And absolute value circuits 206 and 207 allow | d 1 −d 2
This output can be obtained by obtaining |, | d 1 + d 2 |, logarithmically transforming each to obtain the difference, and further performing antilogarithmic transform. VMT is compared with a reference level Vref by a comparator 212.

【００５２】ＶMT＞Ｖref の場合は、「変化あり」とし
てローレベルのロジック信号を、ＶMT＜Ｖref の場合に
は「変化なし」としてハイレベルのロジック信号を出力
する。When VMT> Vref, a low-level logic signal is output as "changed", and when VMT <Vref, a high-level logic signal is output as "no change".

【００５３】図１に戻って説明を続ける。エコー信号変
化検出回路１１０の出力信号をＭＤ（エコー信号変化検
出信号）とする。フォーカス段数制御回路１１１は、Ｍ
Ｄがローレベル、すなわち時間的変化がある場合には、
１断層像を得るために１種類のフォーカスパターンで１
回の走査を行い（フォ−カス段数１段）、また、ＭＤが
ハイレベル、すなわち時間的変化がない場合には、１断
層像を得るために複数のフォーカスパターンで複数回の
走査（フォ−カス段数Ｎ段）を行うよう制御する。Returning to FIG. 1, the description will be continued. The output signal of the echo signal change detection circuit 110 is MD (echo signal change detection signal). The focus stage number control circuit 111 uses M
When D is low level, that is, it changes with time,
One with one type of focus pattern to obtain one tomographic image
When the MD is at a high level, that is, when there is no temporal change, scanning is performed a plurality of times with a plurality of focus patterns (focus). The number of scraps is N).

【００５４】ＭＤがロ−レベルの場合、フォ−カス段数
制御回路１１１の出力ＦＰ（フォーカス制御信号）は１
つの焦点、たとえばＦ２の設定のみ行う。この状態では
受信期間中、画像メモリ１０７の書き込み制御信号ＷＥ
が常にハイレベル（ライトイネ−ブル）状態となり、各
走査毎に１画像分が更新される。したがって、表示器１
０９には図３（Ａ）〜（Ｃ）に示したようなＦ２に合焦
された断層像が表示される。When MD is low level, the output FP (focus control signal) of the focus stage number control circuit 111 is 1
Only one focus, for example F2, is set. In this state, the write control signal WE of the image memory 107 is received during the reception period.
Is always in a high level (write enable) state, and one image is updated for each scanning. Therefore, the display 1
At 09, a tomographic image focused on F2 as shown in FIGS. 3A to 3C is displayed.

【００５５】ＭＤがハイレベルの場合、フォ−カス段数
制御回路１１１の出力ＦＰは、Ｎ回の走査サイクルに於
いてＮ個の異なる焦点設定を行う。各走査サイクルに於
いては、それぞれの焦点位置に対応するメモリ領域にの
みエコ−デ−タが記憶される。たとえば、Ｎ＝３の場合
については、各走査サイクルは浅部から順に、Ｆ１、Ｆ
２、Ｆ３の３点に送信焦点位置が設定される。画像記憶
回路のメモリ領域も図４に示されるようにＡ１、Ａ２、
Ａ３に分割され、それぞれの領域の概ね中央付近にＦ
１、Ｆ２、Ｆ３の位置が対応している。Ｆ１のサイクル
ではＡ１の領域のみ、Ｆ２のサイクルではＡ２の領域の
み、Ｆ３のサイクルではＡ３の領域のみに書き込みが行
われる。この状態では受信期間中、画像メモリ１０７の
書込み制御信号ＷＥは対応する領域に書き込む時点のみ
ハイレベル状態となり、３回のビ−ム走査で１フレ−ム
の超音波断層像が更新される。画像メモリ１０７からの
読み出しは深度方向に対して連続的に行われるため、表
示器１０９には図５に示すような、Ｆ１，Ｆ２，Ｆ３の
３ヶ所の位置に合焦された断層像が表示される。When MD is at high level, the output FP of the focus stage number control circuit 111 makes N different focus settings in N scanning cycles. In each scanning cycle, the eco-data is stored only in the memory area corresponding to each focus position. For example, in the case of N = 3, each scanning cycle is performed in order from the shallow portion to F1 and F.
The transmission focal point positions are set at 3 points of 2 and F3. As shown in FIG. 4, the memory area of the image storage circuit also includes A1, A2,
Divided into A3, F near the center of each area
The positions of 1, F2, and F3 correspond. In the F1 cycle, writing is performed only in the A1 area, in the F2 cycle, only in the A2 area, and in F3 cycle, only in the A3 area. In this state, during the reception period, the writing control signal WE of the image memory 107 becomes the high level state only at the time of writing in the corresponding area, and the ultrasonic tomographic image of one frame is updated by three beam scans. Since the reading from the image memory 107 is continuously performed in the depth direction, a tomographic image focused on three positions F1, F2, and F3 as shown in FIG. 5 is displayed on the display 109. To be done.

【００５６】前述のように処理が行われることによっ
て、断層像の時間的輝度変化が大きい場合には、１段の
送信フォーカスを用いてリアルタイムを優先した断層像
表示を行い、断層像の時間的輝度変化が小さい場合に
は、Ｎ段の送信フォーカスを用いて、深度方向の広い領
域に渡って分解能が優先された断層像表示を行うという
動作が自動的に行われる。By performing the processing as described above, when the temporal brightness change of the tomographic image is large, the tomographic image is displayed by prioritizing the real time by using the transmission focus of one stage, and the temporal change of the tomographic image is performed. When the change in luminance is small, the operation of performing tomographic image display in which priority is given to resolution over a wide area in the depth direction is automatically performed by using N stages of transmission focus.

【００５７】さて、αフレ−ムの時間を隔てたＤ
1 ((k),p) ，Ｄ2 (k,p) は、仮に意図的に超音波プロ−
ブ１００を動かさなかったとしても、手ぶれや外来ノイ
ズ、生体内部での脈動等により、時々、ＶMT＞Ｖref
（変化あり）の状態となることが考えられる。このよう
に頻度の少ない動きによって主たる状態が変化してしま
うのを防止するために、図６および図７に示すような回
路を用いる方法が効果的である。Now, D with the α frame separated
1 ((k), p) and D 2 (k, p) are intentionally ultrasonically processed.
Even if the camera 100 is not moved, sometimes due to camera shake, external noise, pulsation inside the living body, etc., VMT> Vref.
It is possible that the state will be (changed). In order to prevent the change of the main state due to such infrequent movement, it is effective to use a circuit as shown in FIGS. 6 and 7.

【００５８】図６はコンパレータ２１２の出力ＭＤを抵
抗器２２１およびコンデンサ２２２からなる積分回路２
２０により一定期間ごとに積分するものである。また、
図７では、抵抗器２３１およびコンデンサ２３２からな
る平滑回路２３０によりＶMTを平滑化するものである。In FIG. 6, the output MD of the comparator 212 is converted into an integrating circuit 2 including a resistor 221 and a capacitor 222.
20 is for integrating every fixed period. Also,
In FIG. 7, a smoothing circuit 230 including a resistor 231 and a capacitor 232 smoothes VMT.

【００５９】超音波プロ−ブ１００を静止状態から移動
の状態にした場合、Ｎ段フォ−カスから１段フォ−カス
への切り替え応答が遅いと、切り替わるまでの間、リア
ルタイム性の低下した状態で画像表示が行われ、画像が
不鮮明となる。これを防止するために、図８に示すよう
な、抵抗器２４１、２４２、ダイオード２４４およびコ
ンデンサ２４３からなる積分回路２４０を用いて、ＶMT
＞Ｖref （変化あり）の状態の場合は積分時定数を大き
めにとり、ＶMT＜Ｖref （変化なし）の状態の場合は積
分時定数を小さめにとるようにすれば、Ｎ段フォ−カス
から１段フォ−カスへの切り替え応答のみ速くすること
ができる。When the ultrasonic probe 100 is moved from a stationary state to a moving state and the switching response from the N-stage focus to the 1-stage focus is slow, a state in which the real-time property is deteriorated until the switching is performed. The image is displayed in and the image becomes unclear. In order to prevent this, an integration circuit 240 including resistors 241, 242, a diode 244 and a capacitor 243 as shown in FIG.
If the integration time constant is set to a large value in the case of> Vref (changed) and the integration time constant is set to a small value in the state of VMT <Vref (no change), one step from the N-step focus Only the switching response to the focus can be made faster.

【００６０】１段フォ−カスとＮ段フォ−カスの切り替
えはエコー信号変化検出回路１１０の出力ＭＤによって
行われるが、もし、１フレ−ムの走査の途中でＭＤの切
り替えが行われると、走査方向に対して途中で画像構成
の条件が変わり、画像の連続性に悪影響を与えてしま
う。そのため、ＭＤは１フレ−ム分の画像形成が終了し
た時点で変化するよう画像記録サイクルとの同期を取る
ことが好ましい。Switching between the 1-stage focus and the N-stage focus is performed by the output MD of the echo signal change detection circuit 110. If the MD is switched during the scanning of one frame, The condition of the image configuration changes midway in the scanning direction, which adversely affects the continuity of the images. Therefore, it is preferable to synchronize the MD with the image recording cycle so that the MD changes when the image formation for one frame is completed.

【００６１】一例として、エコー信号変化検出回路１１
０の出力部に、図９に示すようなＤ型フリップフロップ
２５０を付加する方法が考えられる。すなわち、Ｄ型フ
リップフロップ２５０のデータ端子にエコー信号変化検
出回路１１０の出力ＭＤを入力するとともに、クロック
端子にＦＲＭ（フレーム同期信号）を入力し、Ｑ出力を
ＭＤ2 として取り出すものである。この回路を用いれば
エコー信号変化検出回路１１０の出力ＭＤが変化して
も、ＦＲＭが入力されるまでは出力ＭＤ2 は変化しな
い。As an example, the echo signal change detection circuit 11
A method of adding a D-type flip-flop 250 as shown in FIG. 9 to the output unit of 0 can be considered. That is, the output MD of the echo signal change detection circuit 110 is input to the data terminal of the D-type flip-flop 250, the FRM (frame synchronization signal) is input to the clock terminal, and the Q output is taken out as MD2. If this circuit is used, even if the output MD of the echo signal change detection circuit 110 changes, the output MD2 does not change until FRM is input.

【００６２】なお、図２において逆対数変換回路２１１
は必ずしも必要なものではなく、減算器２１０の出力
log （｜ｄ1 −ｄ2 ｜／｜ｄ1 ＋ｄ2 ｜）を、そのまま
ＶMTとして用いてもよい。In FIG. 2, the antilogarithmic conversion circuit 211
Is not necessarily required, and the output of the subtractor 210
The log (| d 1 −d 2 | / | d 1 + d 2 |) may be used as it is as VMT.

【００６３】図１０はエコー信号変化検出回路１１０の
他の構成例を示すものである。FIG. 10 shows another configuration example of the echo signal change detection circuit 110.

【００６４】入力部のデ−タメモリ４０１、４０２は前
述の例と同様に、ＦＩＦＯ構造のメモリであり、エコ−
デ−タをフレ−ム単位で遅延させる目的で設けられてい
る。それぞれの出力をＤ1 (k,p) ，Ｄ2 (k,p) とする
と、The data memories 401 and 402 of the input section are memories of the FIFO structure, as in the above-mentioned example.
It is provided for the purpose of delaying data in frame units. If each output is D 1 (k, p) and D 2 (k, p),

【００６５】[0065]

【数４】Ｄ2 (k,p) ＝Ｄ1 ((k-α),p) の関係がある（ｋ，ｐ，αの意味は前例と同様であ
る）。## EQU4 ## There is a relationship of D 2 (k, p) = D 1 ((k-α), p) (the meanings of k, p and α are the same as in the previous example).

【００６６】Ｄ1 (k,p) ，Ｄ2 (k,p) はＣＰＵ（マイク
ロプロセッサ）４０３に読み込まれる。ＣＰＵ４０３で
は、画像メモリ４０７に記憶される画像１フレ−ムが縦
ｎ、横ｍ画素のサイズとすると、縦ｉ番目、横ｊ番目の
画素に対応する位置のＤ1 ((k-α),p)，Ｄ2 (k,p) を、D 1 (k, p) and D 2 (k, p) are read by the CPU (microprocessor) 403. In the CPU 403, assuming that the image 1 frame stored in the image memory 407 has a size of n pixels in the vertical direction and m pixels in the horizontal direction, D 1 ((k-α), at a position corresponding to the i-th vertical pixel and the j-th horizontal pixel. p), D 2 (k, p),

【００６７】[0067]

【数５】Ａij＝Ｄ1 (k,p) 、Ｂij＝Ｄ2 (k,p) とおき、時間的差異の検出を行う。その算出法として
は、## EQU5 ## By setting Aij = D 1 (k, p) and Bij = D 2 (k, p), the temporal difference is detected. As the calculation method,

【００６８】[0068]

【数６】 で求められるような値を断層像に渡って計算することに
よって行う。この結果を、プログラムメモリ４０４内に
予め設定されている閾値と比較し、「変化あり」( ロー
レベル) と「変化なし」( ハイレベル) のいずれかの信
号ＭＤをレジスタ４０５に出力する。[Equation 6] It is carried out by calculating the value obtained in step 2 over the tomographic image. This result is compared with a threshold value preset in the program memory 404, and either the signal MD of “changed” (low level) or “no change” (high level) is output to the register 405.

【００６９】本実施例では、デ−タメモリ４０１、４０
２は各々画像メモリ４０７と同容量としたが、これに限
るものではない。デ−タメモリ４０１、４０２の容量を
少なくすることによって、たとえばデ−タメモリ４０
１、４０２に記憶する画像領域を、図１１（Ａ）〜
（Ｄ）に示すように設定することによって、エコー信号
変化検出回路１１０における評価時間の短縮、回路規模
縮小化が可能となる。なお、外枠が断層像全領域であ
り、画像メモリ４０７に記憶させる領域を示し、図中斜
線部分がデ−タメモリ４０１、４０２に記憶されるデー
タ領域を示す。In this embodiment, the data memories 401 and 40
2 has the same capacity as the image memory 407, but the capacity is not limited to this. By reducing the capacity of the data memories 401 and 402, for example, the data memory 40
The image areas stored in Nos. 1 and 402 are shown in FIG.
By setting as shown in (D), the evaluation time and the circuit scale in the echo signal change detection circuit 110 can be shortened. Note that the outer frame is the entire area of the tomographic image, indicating the area to be stored in the image memory 407, and the shaded area in the drawing indicates the data area stored in the data memories 401 and 402.

【００７０】図１１（Ａ）では、デ−タメモリ４０１、
４０２の記憶領域を断層像全領域に対し市松模様状に
し、メモリ容量を少なくするとともに断層像全領域を評
価の対象としたものである。また、図１１（Ｂ）では、
デ−タメモリ４０１、４０２の記憶領域を断層像の縦の
１ラインとしたもので、高速に評価処理が行うことがで
きる。図１１（Ｃ）では、デ−タメモリの記憶領域を断
層像の横１ラインとしたもので、図１１（Ｂ）の場合と
同様の効果が得られる。また、図１１（Ｄ）は、デ−タ
メモリ４０１、４０２の記憶領域を断層像の中央部とし
たもので、一般的に診断部位が断層像中央部に多いとい
う仮定から、高速で精度良く評価が可能となる。図で示
した領域以外にこれら４種類の組合せにより、領域は種
々設定が可能である。In FIG. 11A, the data memory 401,
The storage area 402 is formed in a checkered pattern with respect to the entire tomographic image area to reduce the memory capacity and to evaluate the entire tomographic image area. In addition, in FIG.
Since the storage areas of the data memories 401 and 402 are one vertical line of the tomographic image, the evaluation processing can be performed at high speed. In FIG. 11C, the storage area of the data memory is one horizontal line of the tomographic image, and the same effect as in the case of FIG. 11B can be obtained. Further, FIG. 11D shows the storage area of the data memories 401 and 402 as the central portion of the tomographic image. Generally, it is assumed that there are many diagnostic regions in the central portion of the tomographic image. Is possible. Areas can be variously set by combining these four types other than the areas shown in the figure.

【００７１】本実施例では、デ−タメモリ４０１、４０
２と画像メモリ４０７を別個に設けていたが、もし、画
像メモリ４０７に余裕がある場合は断層像領域以外にエ
コー信号変化検出用デ−タ領域を設ける方法も可能であ
る。この場合、ＣＰＵ４０３のデ−タバスとＤ／Ａコン
バ−タ４０８への信号ラインを時分割で切り替える構成
にすればよい。In this embodiment, the data memories 401 and 40
2 and the image memory 407 are separately provided, but if the image memory 407 has a margin, a method of providing an echo signal change detection data area other than the tomographic image area is also possible. In this case, the data bus of the CPU 403 and the signal line to the D / A converter 408 may be switched in a time division manner.

【００７２】以上の実施例では、エコー信号変化検出回
路１１０（図１）の出力は、「変化あり」( ローレベ
ル) と「変化なし」( ハイレベル) の２通り、すなわち
１ビットとしたが、本発明はこれに限るものではない。In the above embodiment, the output of the echo signal change detection circuit 110 (FIG. 1) has two kinds of "changed" (low level) and "no change" (high level), that is, 1 bit. However, the present invention is not limited to this.

【００７３】たとえば、エコー信号変化検出回路１１０
内で設定した閾値を２つにし( 第１の閾値＞第２の閾値
とする) 、さらにエコー信号変化検出回路１１０の出力
を２ビットにして、前述の評価値が第１の閾値以上の場
合には、「変化大」の信号を「１０」の値として出力
し、評価値が第１の閾値と第２の閾値の間の場合には、
「変化中」の信号を「０１」の信号として出力し、評価
値が第２の閾値以下の場合には、「変化小」の信号を
「００」の信号として出力する。この出力信号を受け
て、フォーカス段数制御回路１１１では、「変化大」の
場合、断層像中央部に合焦させた１種類のフォーカスパ
ターンで走査を行い一断層像を構成する。「変化中」の
場合は、断層像中央部と深部にそれぞれ合焦させたフォ
ーカスパターン使用し、走査を計２回行いそのエコーデ
ータから一断層像を構成する。「変化小」の場合は、断
層像の浅部、中央部、深部それぞれに合焦させたフォー
カスパターンを使用し、走査を計３回行い、そのエコー
データから一断層像を構成する。これにより、一つの閾
値を設定した場合より断層像の時間的変化を詳しく検出
し、フォ−カス段数の制御を行うことが可能となる。ま
た、さらに多くの閾値を設けることによってさらに詳し
く断層像の時間的変化を検出できことは明らかである。For example, the echo signal change detection circuit 110
In the case where the threshold value set inside is set to two (first threshold value> second threshold value), the output of the echo signal change detection circuit 110 is set to 2 bits, and the evaluation value is equal to or more than the first threshold value. Outputs a signal of “large change” as a value of “10”, and when the evaluation value is between the first threshold value and the second threshold value,
The "change in progress" signal is output as a "01" signal, and when the evaluation value is less than or equal to the second threshold value, the "small change" signal is output as a "00" signal. In response to this output signal, the focus step number control circuit 111 scans with one type of focus pattern focused on the central portion of the tomographic image to form one tomographic image when the change is large. In the case of "changing", the focus patterns focused on the central portion and the deep portion of the tomographic image are used, and scanning is performed twice in total to form one tomographic image from the echo data. In the case of "small change", a focus pattern focused on each of the shallow portion, the central portion, and the deep portion of the tomographic image is used, scanning is performed three times in total, and one tomographic image is constructed from the echo data. This makes it possible to detect the temporal change of the tomographic image in more detail and control the number of focus steps than when one threshold value is set. Further, it is clear that the temporal change of the tomographic image can be detected in more detail by providing more threshold values.

【００７４】また、閾値を設けずに、エコー信号変化検
出回路１１０の出力値をＸとし、フォーカス段数をｆ
（ｘ）とした関数を用いることによっても、同様の効果
が得られる。操作回数は１〜４回とした場合、ここで示
した関数とは、Further, without setting a threshold value, the output value of the echo signal change detection circuit 110 is set to X, and the number of focus steps is f.
The same effect can be obtained by using the function (x). When the number of operations is 1 to 4, the function shown here is

【００７５】[0075]

【数７】ｆ（ｘ）＝４−整数化（ｘ×Ａ） や、## EQU00007 ## f (x) = 4-integralization (x.times.A),

【００７６】[0076]

【数８】ｆ（ｘ）＝整数化（Ａ／ｘ） 等で表せるものである。入力値ｘは、エコー信号変化検
出回路１１０の出力である。また、整数化（Ａ／ｘ）は
括弧内の値をその値に最も誓い整数に変換する関数であ
る。用いる関数は、入力が増加するに連れ、出力値が減
少する傾向を持つ。## EQU8 ## This can be expressed by f (x) = integerization (A / x). The input value x is the output of the echo signal change detection circuit 110. The integer conversion (A / x) is a function that converts the value in parentheses into the most sworn integer. The function used tends to decrease the output value as the input increases.

【００７７】たとえば、数式６の場合、Ａの値は、ｘが
考えうる最小の値をとった場合にｘ×Ａが「０」をとる
ように、かつｘが考えうる最大の値をとった場合にｘ×
Ａが「３」をとるように規格化するための係数である。For example, in the case of the mathematical expression 6, the value of A is set such that xxA is "0" when x has the smallest possible value and x has the largest possible value. If xx
It is a coefficient for normalizing so that A takes "3".

【００７８】この場合、エコー信号の時間的変化が多い
場合には、数式６は「１」を出力し、時間的変化が少な
くなるに連れ、数式６の出力は「２」、「３」と大きく
なり、エコー信号の時間的変化が少ない場合には、数式
６の出力は「４」となる。この出力値をそのままフォー
カス段数に対応させれば、閾値を設けずに、同様の効果
が得られることは明らかである。In this case, if there are many temporal changes in the echo signal, Equation 6 outputs "1", and as the temporal changes decrease, the output of Equation 6 becomes "2", "3". When the echo signal becomes large and the echo signal changes little with time, the output of Expression 6 becomes “4”. Obviously, if this output value is directly associated with the number of focus steps, the same effect can be obtained without setting a threshold value.

【００７９】続いて、第２の発明の実施例を詳細に説明
する。Subsequently, the embodiment of the second invention will be described in detail.

【００８０】図１２に第２の発明の実施例に係る超音波
診断装置のブロック構成を表すものである。被検体１０
から、送受信回路６０１、送信フォーカス回路６０２、
受信フォーカス回路６０３、対数変換回路６０４、検波
回路６０５、Ａ／Ｄコンバータ６０６、画像メモリ６０
７、Ｄ／Ａコンバータ６０８および表示器６０９までの
エコー信号の処理過程は第１の発明の実施例（図１）と
ほぼ同様であるので、その説明は省略する。FIG. 12 shows a block configuration of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the embodiment of the second invention. Subject 10
From the transmission / reception circuit 601, the transmission focus circuit 602,
Reception focus circuit 603, logarithmic conversion circuit 604, detection circuit 605, A / D converter 606, image memory 60
7, the process of processing the echo signal up to the D / A converter 608 and the display 609 is almost the same as that of the embodiment of the first invention (FIG. 1), and therefore its explanation is omitted.

【００８１】本実施例のエコー信号変化検出回路６１０
では、前述の評価方法を用いて画像メモリ６０７に記憶
されている時間的に新しい階調値データと、エコー信号
変化検出回路６１０内の遅延用メモリに記憶されている
時間的に古い階調値データからエコー信号の時間的変化
を検出する。第１の発明の実施例（図２）と同様、設定
する閾値を一つとし、評価値が閾値を越えた場合には
「変化あり」の信号を出力し、評価値が閾値未満の場合
には「変化なし」の信号を出力する。Echo signal change detection circuit 610 of this embodiment
Then, the temporally new gradation value data stored in the image memory 607 and the temporally old gradation value stored in the delay memory in the echo signal change detection circuit 610 using the above-described evaluation method. The time change of the echo signal is detected from the data. Similar to the embodiment of the first invention (FIG. 2), the number of thresholds to be set is one, and when the evaluation value exceeds the threshold value, a “changed” signal is output, and when the evaluation value is less than the threshold value. Outputs a "no change" signal.

【００８２】走査密度制御回路６１１では、エコー信号
変化検出回路６１０での出力に基づき、「変化あり」の
場合には走査密度を疎にし、断層像のリアルタイム性を
優先し、「変化なし」の場合には走査密度を密に、断層
像の分解能を優先させるように送受信回路６０１にＳＦ
Ｔ（ビ−ム走査信号）を送る。送受信回路６０１内の走
査部はＳＦＴが１パルス入力される度に、超音波ビ−ム
の位置を１ピッチ（超音波振動子のアレイ間隔）ずつ移
動させる。走査密度制御回路６１１は、走査密度を密に
する場合には、ＳＦＴを１送受信サイクルに１回の割合
で発生し、走査密度を疎にする場合には、ＳＦＴを１送
受信サイクルに複数回、たとえば２回の割合で発生す
る。その結果、ビ−ムラインは図１３で示すように、走
査密度が疎の場合はライン２、４、６…のように走査線
間が間引かれて走査が行われる。In the scanning density control circuit 611, based on the output from the echo signal change detection circuit 610, when "changed", the scan density is made sparse, the real-time property of the tomographic image is prioritized, and "no change". In this case, the transmission / reception circuit 601 is provided with
T (beam scanning signal) is sent. The scanning unit in the transmission / reception circuit 601 moves the position of the ultrasonic beam by one pitch (an array interval of ultrasonic transducers) each time one pulse of SFT is input. The scanning density control circuit 611 generates SFT once in one transmission / reception cycle when the scanning density is made dense, and SFT a plurality of times in one transmission / reception cycle when making the scanning density sparse. For example, it occurs twice. As a result, as shown in FIG. 13, when the scanning density of the beam line is sparse, scanning is performed by thinning out the scanning lines like lines 2, 4, 6, ....

【００８３】図１４（Ａ）〜（Ｃ）はそれぞれその走査
の間引き状態を示すものである。図１４（Ａ）〜（Ｃ）
とも外枠が断層像の領域を示す。それぞれに示す縦のラ
インが走査して得られた音線のデータ位置を示してい
る。図１４（Ｂ）の場合、縦のラインの間隔が広く、こ
の場合を走査密度が疎の状態とし、図１４（Ａ）のよう
に図１４（Ｂ）に比較して縦のラインの間隔が狭い場合
を、走査密度が密の状態とする。走査密度が、疎の場合
には１枚の断層像を構成するための時間が少なく、また
密の場合には断層像の横方向の分解能が良くなるという
利点がある。FIGS. 14A to 14C show thinning states of the scanning. 14 (A) to (C)
In both cases, the outer frame shows the area of the tomographic image. The vertical line shown in each of the figures indicates the data position of the sound ray obtained by scanning. In the case of FIG. 14B, the vertical line interval is wide, and in this case, the scanning density is sparse, and as shown in FIG. 14A, the vertical line interval is smaller than that of FIG. 14B. When the scanning density is narrow, the scanning density is high. When the scanning density is sparse, there is an advantage that it takes less time to form one tomographic image, and when the scanning density is dense, the lateral resolution of the tomographic image is improved.

【００８４】なお、走査密度が疎の場合には、図１４
（Ｃ）で示すように得られた音線間に補間データを加え
断層像を構成する。図１４（Ｃ）中実線の縦ラインが実
際に得られた音線データで、破線の縦ラインが実際のデ
ータを補間することによって得られたデータである。When the scanning density is sparse,
As shown in (C), interpolation data is added between the obtained sound rays to form a tomographic image. The solid vertical lines in FIG. 14C are the sound ray data actually obtained, and the broken vertical lines are the data obtained by interpolating the actual data.

【００８５】走査密度制御回路６１１からの出力信号が
［疎］の場合には、ラインメモリ６１０ａおよび加算器
６１０ｂからなる補間回路６１０で補間処理が行われ、
画像メモリ６０７に断層像データが記憶される。画像メ
モリ６０７は、画像メモリ（１）と画像メモリ（２）と
により構成され、実際のデータＤ1 (k,l,p) は画像メモ
リ（１）に、また補間データＤ1 (k,l-1,p) は画像メモ
リ（２）にそれぞれ格納される。ここで、補間データＤ
1 (k,l-1,p) は、実際のデータＤ1 (k,l,p) と、ＦＩＦ
Ｏ型のラインメモリ６１０ａにより１送受信サイクル分
遅延させたＤ1(k,l-2,p) とを加算器６１０ｂにより平
均化することによって得られる。すなわち、When the output signal from the scanning density control circuit 611 is [sparse], the interpolation processing is performed by the interpolation circuit 610 including the line memory 610a and the adder 610b,
The image memory 607 stores the tomographic image data. The image memory 607 is composed of an image memory (1) and an image memory (2), and the actual data D 1 (k, l, p) is stored in the image memory (1) and the interpolation data D 1 (k, l). -1, p) are stored in the image memory (2), respectively. Here, interpolation data D
1 (k, l-1, p) is the actual data D 1 (k, l, p) and the FIF
It is obtained by averaging D 1 (k, l-2, p) delayed by one transmission / reception cycle by the O type line memory 610a by the adder 610b. That is,

【００８６】[0086]

【数９】 Ｄ1 (k,l-1,p) ＝｛Ｄ1 (k,l,p) ＋Ｄ1 (k,l-2,p) ｝／２## EQU9 ## D 1 (k, l-1, p) = {D 1 (k, l, p) + D 1 (k, l-2, p)} / 2

【００８７】となる。但し、ｋはフレーム番号、ｐは画
素番号、ｌはライン番号であり、ｌ＝２，４，６，８，
…である。It becomes However, k is a frame number, p is a pixel number, l is a line number, and l = 2, 4, 6, 8,
Is ...

【００８８】本実施例では、エコー信号変化検出回路６
１０内で設定した閾値が一つであったが、第１の発明と
同様に、複数の閾値を設けたり、あるいは評価値をさら
に演算した値を出力すればさらにリアルタイム優先およ
び分解能優先を分離する効果が高まる。In this embodiment, the echo signal change detection circuit 6
Although the number of thresholds set within 10 is one, as in the first aspect of the present invention, real-time priority and resolution priority are further separated by providing a plurality of thresholds or by outputting a value obtained by further calculating an evaluation value. The effect increases.

【００８９】具体的には、評価値の逆数をエコー信号変
化検出回路６１０から出力し、その値が一断層像を構成
するために用いる実際に得られる音線の数に対応づける
ことができる。エコー信号の時間的変化が大きくなれ
ば、評価値も大きくなり、それに伴い実際に得る音線の
数が少なくなるような関数であればよい。Specifically, the reciprocal of the evaluation value is output from the echo signal change detection circuit 610, and the value can be associated with the number of sound rays actually used to form one tomographic image. It is sufficient if the function is such that the evaluation value increases as the temporal change of the echo signal increases, and the number of sound rays actually obtained decreases accordingly.

【００９０】第２の発明では、走査幅をエコー信号変化
検出回路６１０の出力に応じて制御する態様も可能であ
る。この場合、図１２に示した走査密度制御回路６１１
を走査幅制御回路に置き換えれば良い。この走査幅制御
回路の動作について、以下に説明する。In the second invention, a mode in which the scanning width is controlled according to the output of the echo signal change detection circuit 610 is also possible. In this case, the scanning density control circuit 611 shown in FIG.
May be replaced with a scanning width control circuit. The operation of this scanning width control circuit will be described below.

【００９１】走査幅制御回路では、エコー信号変化検出
回路６１０での出力に基づき、「変化あり」の場合には
走査幅を狭くし、断層像のリアルタイム性を優先し、
「変化なし」の場合には走査幅を拡げ、より視野の広い
断層像表示を行うように送受信回路６０１にＳＦＴ（ビ
−ム走査信号）を送る。送受信回路６０１内の走査部は
ＳＦＴが１パルス入力される度に超音波ビ−ムの位置を
１ピッチ（超音波振動子１００ａのアレイ間隔）ずつ移
動する。走査幅制御回路は、走査幅を広くする場合、た
とえば１フレームに５７回の送受信サイクルを実行す
る。この場合、ＳＦＴも送受信サイクル毎に１回の割合
で発生する。走査幅を狭くする場合、１フレームにたと
えば２７回の送受信サイクルを実行する。ＳＦＴは５７
回発生するが、始めの１５回は短い周期で発生しビ−ム
ラインを早送りする。次の２７回は通常の送受信周期で
走査を行う。そして、後の１５回は短い周期で早送りし
て１走査を終了する。始めの１５回と後の１５回は送受
信は行わないものとする。その結果、ビ−ムラインは図
１５（Ａ）〜（Ｄ）に示すように、走査幅が広い場合は
ライン１からライン５７までがビ−ム走査され、走査幅
が狭い場合はライン１６からライン４２までがビ−ム走
査される。In the scan width control circuit, based on the output from the echo signal change detection circuit 610, the scan width is narrowed in the case of "change", and the real-time property of the tomographic image is prioritized.
In the case of "no change", the SFT (beam scanning signal) is sent to the transmitting / receiving circuit 601 so as to widen the scanning width and display a tomographic image with a wider field of view. The scanning unit in the transmission / reception circuit 601 moves the position of the ultrasonic beam by one pitch (the array interval of the ultrasonic transducers 100a) each time one pulse of the SFT is input. When the scan width is widened, the scan width control circuit executes, for example, 57 transmission / reception cycles in one frame. In this case, SFT also occurs once every transmission / reception cycle. When narrowing the scan width, for example, 27 transmission / reception cycles are executed in one frame. SFT is 57
It occurs once, but the first 15 times occur in a short cycle to fast forward the beam line. The next 27 times, scanning is performed in a normal transmission / reception cycle. Then, in the subsequent 15 times, fast-forwarding is performed in a short cycle to complete one scan. It is assumed that transmission / reception is not performed during the first 15 times and the subsequent 15 times. As a result, as shown in FIGS. 15A to 15D, the beam line is beam-scanned from line 1 to line 57 when the scanning width is wide, and from line 16 to line 57 when the scanning width is narrow. Beam scanning is performed up to 42.

【００９２】表示画像上は図１６（Ａ）、（Ｂ）に示す
ように、前者の場合（Ａ）には断層像の視野が広くな
り、後者の場合（Ｂ）には断層像の視野は狭くなるが、
１断層像を構成するための時間が少なくなる（すなわ
ち、リアルタイム性が向上する）という利点がある。On the display image, as shown in FIGS. 16A and 16B, the field of view of the tomographic image is wide in the former case (A) and the field of view of the tomographic image in the latter case (B). Narrows,
There is an advantage that the time for constructing one tomographic image is reduced (that is, real-time property is improved).

【００９３】この場合も第１の発明と同様に、エコー信
号の時間的変化の評価は、エコー信号変化検出回路６１
０の出力値と、閾値との大小関係を比較し、その結果を
基に出力値を決定するものに限らない。Also in this case, as in the first aspect of the invention, the echo signal change detection circuit 61 evaluates the temporal change of the echo signal.
The comparison is not limited to the case where the output value of 0 and the threshold value are compared and the output value is determined based on the result.

【００９４】たとえば、前述の変更した数式６を用いて
走査幅を制御することも可能である。この場合、たとえ
ばエコー信号の時間的変化がない状態の走査ラインの数
を５０、エコー信号の時間的変化が非常に多い状態のラ
イン数を２０とした場合、For example, it is also possible to control the scanning width by using the above-mentioned modified equation (6). In this case, for example, when the number of scanning lines in the state where the echo signal does not change with time is 50 and the number of lines in the state where the echo signal changes significantly with time is 20,

【００９５】[0095]

【数１０】ｆ（ｘ）＝５０−整数化（ｘ×Ａ） なる関数式を用いればよい。なお、Ａの値は、ｘが考え
うる最小の値をとった場合に、ｘ×Ａが「０」をとるよ
うに、かつｘが考えうる最大の値をとった場合に、ｘ×
Ａが「３０」をとるように規格化するための係数とす
る。[Mathematical formula-see original document] f (x) = 50-integerization (x * A) A functional expression may be used. It should be noted that the value of A is such that x × A takes “0” when x has the smallest possible value, and x × has the largest possible value.
Let A be a coefficient for standardizing so as to take “30”.

【００９６】続いて、第３の発明の実施例について詳細
に説明する。Next, the embodiment of the third invention will be described in detail.

【００９７】図１７は第３の発明の第１の実施例に係る
超音波診断装置のブロック構成図である。本実施例で
は、送受信回路９０１から超音波プローブ９００内の超
音波振動子９００ａに駆動信号が送られ、振動子９００
ａから被検体１０内に超音波信号が送波される。送波さ
れた超音波信号は、被検体１０内の反射体で反射し、再
び振動子で受波される。受波された超音波信号は、超音
波プローブ９００においてアナログ電気信号に変換さ
れ、送受信回路９０１、検波回路９０２および対数変換
回路９０３を経て、Ａ／Ｄコンバータ９０４にてディジ
タル信号に変換される。ディジタル化されたエコー信号
は、第１の乗算回路９０５に入力され、( １ーｋ) 倍さ
れた後、加算回路９０６に入力される。FIG. 17 is a block diagram of an ultrasonic diagnostic apparatus according to the first embodiment of the third invention. In this embodiment, a drive signal is sent from the transmission / reception circuit 901 to the ultrasonic transducer 900a in the ultrasonic probe 900,
An ultrasonic signal is transmitted from a into the subject 10. The transmitted ultrasonic signal is reflected by the reflector inside the subject 10 and is again received by the transducer. The received ultrasonic signal is converted into an analog electric signal in the ultrasonic probe 900, passes through the transmission / reception circuit 901, the detection circuit 902 and the logarithmic conversion circuit 903, and is converted into a digital signal in the A / D converter 904. The digitized echo signal is input to the first multiplication circuit 905, multiplied by (1−k), and then input to the addition circuit 906.

【００９８】加算回路９０６では、第１の乗算回路９０
５の出力と第２の乗算回路９０７の出力とのデータの加
算を行い、処理したデータをＤ／Ａコンバータ９０９と
画像メモリ９１０に出力する。Ｄ／Ａコンバータ９０９
に送られたエコーデータは、アナログ信号に変換された
後、表示器９１１で断層像として表示される。一方、画
像メモリ９１０に記憶されたエコーデータは、Ａ／Ｄコ
ンバータ９０４から出力されるエコー信号に同期して、
断層像の同位置に対応するデータが順次読み出され、第
２の乗算回路９０７に入力され、ｋ倍され、加算回路９
０６に入力される。In the adder circuit 906, the first multiplication circuit 90
The data of 5 and the output of the second multiplication circuit 907 are added, and the processed data is output to the D / A converter 909 and the image memory 910. D / A converter 909
The echo data sent to is converted into an analog signal and then displayed as a tomographic image on the display unit 911. On the other hand, the echo data stored in the image memory 910 is synchronized with the echo signal output from the A / D converter 904,
Data corresponding to the same position on the tomographic image is sequentially read out, input to the second multiplication circuit 907, multiplied by k, and added by the addition circuit 9.
It is input to 06.

【００９９】エコー信号変化検出回路９０８では、前述
の評価方法を用いて画像メモリ９１０に記憶されている
時間的に新しい階調値データと、エコー信号変化検出回
路９０８内の遅延メモリに記憶されている時間的に古い
階調値データからエコー信号の時間的変化を検出する。
第１の発明の実施例（図２）と同様、設定する閾値を一
つとし、評価値が閾値を越えた場合にはｋ＝０の信号を
第１の乗算回路９０５および第２の乗算回路９０７に送
る。また、評価値が閾値以下の場合には、ｋ＝０．５の
信号を第１の乗算回路９０５および第２の乗算回路９０
７に送る。第１の乗算回路９０５および第２の乗算回路
９０７はその値をもとに係数を決定する。In the echo signal change detection circuit 908, the temporally new gradation value data stored in the image memory 910 and the delay memory in the echo signal change detection circuit 908 are stored by using the above-described evaluation method. The temporal change of the echo signal is detected from the existing grayscale value data.
Similar to the embodiment of the first invention (FIG. 2), the number of thresholds to be set is one, and when the evaluation value exceeds the threshold, the signal of k = 0 is output to the first multiplication circuit 905 and the second multiplication circuit. Send to 907. If the evaluation value is less than or equal to the threshold value, the signal of k = 0.5 is output to the first multiplication circuit 905 and the second multiplication circuit 90.
Send to 7. The first multiplication circuit 905 and the second multiplication circuit 907 determine the coefficient based on the value.

【０１００】Ａ／Ｄコンバータ９０４の出力をＤ
0 （ｋ）、画像メモリ９１０の入力をＤ1（ｋ）、出力
をＤ2（ｋ）とする。但し、Ｄ0 （ｋ）、Ｄ1 （ｋ）、
Ｄ2 （ｋ）は同時点における各データを表し、ｋはその
時点のフレーム番号である。また、ライン番号、画像番
号は同一とする。画像メモリ入力Ｄ1 （ｋ）は、The output of the A / D converter 904 is set to D
0 (k), the input of the image memory 910 is D 1 (k), and the output is D 2 (k). However, D 0 (k), D 1 (k),
D 2 (k) represents each data at the same time point, and k is the frame number at that time. The line number and the image number are the same. The image memory input D 1 (k) is

【０１０１】[0101]

【数１１】 Ｄ1 （ｋ）＝（１−ｋ）・Ｄ0 （ｋ）＋ｋ・Ｄ2 （ｋ）[Equation 11] D 1 (k) = (1-k) · D 0 (k) + k · D 2 (k)

【０１０２】また、画像メモリ出力Ｄ2 （ｋ）は、入力
Ｄ1 （ｋ）に対して１フレーム遅延して出力されるの
で、Since the image memory output D 2 (k) is delayed by one frame with respect to the input D 1 (k) and then output,

【０１０３】[0103]

【数１２】Ｄ2 （ｋ）＝Ｄ1 （ｋ−１）[Equation 12] D 2 (k) = D 1 (k-1)

【０１０４】となり、上記２式より、From the above two equations,

【数１３】 Ｄ1 （ｋ）＝（１−ｋ）｛Ｄ0 （ｋ）＋ｋ・Ｄ0 （ｋ−１）＋ｋ2 ・Ｄ0 （ｋ− ２）＋ｋ3 ・Ｄ0 （ｋ−３）…｝[Equation 13] D 1 (k) = (1-k) {D 0 (k) + k · D 0 (k-1) + k 2 · D 0 (k−2) + k 3 · D 0 (k−3) …}

【０１０５】が得られる。すなわち、画像メモリ入力Ｄ
1 （ｋ）は、いくつものフレームが合成されたものとな
り、したがってランダムなノイズに対して低減効果がも
たらされる。Is obtained. That is, the image memory input D
1 (k) is a combination of several frames, and therefore has a reducing effect on random noise.

【０１０６】乗算回路９０５、９０７おけるｋの値は、
一般に、０以上１以下の値であって、ｋが１に近い場合
には、ランダムノイズの低減に効果的であるが、画像の
リアルタイム性は損なわれる。ｋが０に近い場合には、
画像のリアルタイム性は向上するが、ノイズ低減効果は
低くなる。The value of k in the multiplication circuits 905 and 907 is
Generally, when the value is 0 or more and 1 or less and k is close to 1, it is effective in reducing random noise, but the real-time property of the image is impaired. If k is close to 0,
The real-time property of the image is improved, but the noise reduction effect is reduced.

【０１０７】本実施例の場合は、ｋの値は０、０．５の
２通りとしたが、本発明はこれに限ったものではない。
エコー信号変化検出回路９０８内で、複数の閾値を設定
することでｋの値も複数の出力が可能となる。In the case of this embodiment, the value of k is set to two values of 0 and 0.5, but the present invention is not limited to this.
By setting a plurality of threshold values in the echo signal change detection circuit 908, a plurality of k values can be output.

【０１０８】また、Ａ／( 評価値) や、１−Ａ×( 評価
値) ( Ａは任意の係数) などをｋとして用いても、リア
ルタイム性やノイズ低減性の最適な断層像を表示するこ
とが可能となる。Even if A / (evaluation value) or 1-A × (evaluation value) (A is an arbitrary coefficient) is used as k, a real-time image and an optimal tomographic image with noise reduction are displayed. It becomes possible.

【０１０９】また、本実施例ではノイズ除去の方式を再
起型としたが、本発明はこれに限ったものではない。次
に、第３の発明の第２の実施例として、ノイズ除去の方
式を時間的メディアン処理にした場合の構成について説
明する。In this embodiment, the noise removal method is the recursive type, but the present invention is not limited to this. Next, as a second embodiment of the third aspect of the invention, a configuration in which the noise removal method is the temporal median processing will be described.

【０１１０】図１８はこの第２の実施例に係る超音波診
断装置のブロック構成図である。この図には、Ａ／Ｄコ
ンバータ１００１からＤ／Ａコンバータ１００８までを
示したが、図示していないところでの信号の流れは、第
１の実施例と同様であるので、その説明を省略する。FIG. 18 is a block diagram of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the second embodiment. In this figure, the A / D converter 1001 to the D / A converter 1008 are shown, but the flow of signals in the portions not shown is the same as in the first embodiment, and therefore its explanation is omitted.

【０１１１】Ａ／Ｄコンバータ１００１でディジタル信
号に変換されたエコー信号は、スイッチ回路１００２に
入力される。スイッチ回路１００２では、１回の超音波
走査単位で画像メモリ（Ａ）１００３、（Ｂ）１００
４、（Ｃ）１００５をサイクリックに選択しエコーデー
タを書き込んでいく。すなわち、ある走査の時点では、
エコー信号は画像メモリ（Ａ）１００３に書き込まれ、
その走査が終了し、次の走査の時点になると、エコー信
号は画像メモリ（Ｂ）１００４に書き込まれるようにス
イッチ回路１００２が作用する。次の走査では、画像メ
モリ（Ｃ）１００５に、その次の走査時には再び画像メ
モリ（Ａ）１００３にエコーデータが次々に書き込まれ
る。The echo signal converted into a digital signal by the A / D converter 1001 is input to the switch circuit 1002. In the switch circuit 1002, the image memories (A) 1003 and (B) 100 are set for each ultrasonic scanning.
4, (C) 1005 is cyclically selected and echo data is written. That is, at the time of one scan,
The echo signal is written in the image memory (A) 1003,
When the scan ends and the time of the next scan comes, the switch circuit 1002 acts so that the echo signal is written in the image memory (B) 1004. Echo data is written in the image memory (C) 1005 in the next scan and again in the image memory (A) 1003 in the next scan.

【０１１２】エコー信号変化検出回路１００６は、画像
メモリ（Ａ）１００３と画像メモリ（Ｂ）１００４から
断層像同位置に対応する階調値を読み出し、前述の方法
を用いて、評価値を算出する。評価値が予め設定した閾
値を越えた場合には、「変化あり」の信号を、評価値が
閾値以下の場合には、「変化なし」の信号を画像合成回
路１００７に送る。画像合成回路１００７では、エコー
信号変化検出回路１００６からの信号が「変化あり」の
場合には、スイッチ回路１００２が書き込みを選択して
いる画像メモリ（Ａ）１００３〜（Ｃ）１００５のいず
れかのエコー信号をそのままＤ／Ａコンバータ１００８
に出力し、エコー信号変化検出回路１００６からの信号
が「変化なし」の場合は、画像メモリ（Ａ）１００３〜
（Ｃ）１００５の断層像同位置に対応する階調値データ
の中央値（メディアン）をＤ／Ａコンバータ１００８に
送る。The echo signal change detection circuit 1006 reads out the gradation value corresponding to the same position of the tomographic image from the image memory (A) 1003 and the image memory (B) 1004, and calculates the evaluation value using the above-mentioned method. . When the evaluation value exceeds a preset threshold value, a "changed" signal is sent to the image synthesizing circuit 1007, and when the evaluation value is less than or equal to the threshold value, a "no change" signal is sent to the image synthesis circuit 1007. In the image synthesizing circuit 1007, when the signal from the echo signal change detecting circuit 1006 is “changed”, one of the image memories (A) 1003 to (C) 1005 selected by the switch circuit 1002 for writing. Echo signal as it is D / A converter 1008
When the signal from the echo signal change detection circuit 1006 is “no change”, the image memory (A) 1003 to
(C) The median value of the gradation value data corresponding to the same position of the tomographic image 1005 is sent to the D / A converter 1008.

【０１１３】このような処理によって、エコーデータの
時間的変化が大きい場合には、リアルタイムを優先した
断層像を出力し、エコーデータの時間的変化が少ない場
合には、ノイズ低減効果を優先した断層像を出力するこ
とが可能になる。By such processing, when the temporal change of the echo data is large, a tomographic image giving priority to real time is output, and when the temporal change of the echo data is small, the tomographic image giving priority to the noise reduction effect is outputted. It becomes possible to output an image.

【０１１４】本実施例では、ノイズ低減の方法をメディ
アンとしたが、アベレージングなど一般的なノイズ低減
処理方法でも可能なことは明らかである。また、本実施
例では、画像メモリを（Ａ）１００３〜（Ｃ）１００５
の断層像３枚分としたが、これに限らず複数枚を使用す
ることによって同様な効果が得られることも勿論であ
る。In this embodiment, the median is used as the noise reduction method, but it is clear that a general noise reduction processing method such as averaging can be used. Further, in the present embodiment, the image memories are (A) 1003 to (C) 1005.
However, the same effect can be obtained by using a plurality of tomographic images.

【０１１５】以上第１ないし第３の発明における各実施
例では、リニアアレイ型振動子を用いた断層像について
説明を行ったが、本発明はこれに限ったものではない。
コンベクッス型やセクタ型等、また断層像のＢモードだ
けではなく、ＡモードやＭモード等にも同様の効果があ
ることは明らかである。さらに、３つの発明を組み合わ
せた構成により、エコー信号変化が「変化あり」の場合
には、固定フォ−カス、狭視野、ノイズフィルタオフの
状態としリアルタイム性の高い表示を行い、「変化な
し」の場合には、多段フォ−カス，広視野，ノイズフィ
ルタオンの状態にして高画質表示を行うことが可能なこ
とも明かである。Although the tomographic image using the linear array type transducer has been described in each of the first to third embodiments, the present invention is not limited to this.
It is clear that the similar effect is obtained not only in the convex type, the sector type, or the B mode of the tomographic image but also the A mode or the M mode. Furthermore, by the combination of the three inventions, when the echo signal change is "changed", a fixed focus, narrow field of view, and noise filter off state are displayed, and a high real-time display is performed. In the case of, it is clear that high quality display can be performed with the multi-stage focus, wide field of view, and noise filter on.

【０１１６】[0116]

【発明の効果】以上詳細に説明したように請求項１記載
の超音波診断装置によれば、超音波ビームＮ回（Ｎは整
数）の走査に渡って、前記超音波ビーム送波の焦点位置
をＮ段階移動可能な焦点位置制御手段と、超音波走査領
域中の同位置に対応するエコー信号の時間的に異なる２
つのデータをｄ1 およびｄ2 として、｜ｄ1 −ｄ2 ｜／
｜ｄ1 ＋ｄ2 ｜なる値を算出し、この値に基づいて、前
記超音波走査領域中の同位置に対応するエコー信号の時
間的変化の大きさを判定するエコー信号変化検出手段
と、前記Ｎ段階の焦点位置の移動に渡って、少なくとも
前記焦点位置を含む断層像データを記憶する画像記憶手
段と、前記エコー信号変化検出手段の判定結果に応じ
て、前記Ｎを制御するフォーカス段数制御手段とを備え
るようにしたので、被検体中の臓器の動きや超音波プロ
ーブの移動速度に応じて、リアルタイム性を重視した画
像表示モード、あるいは分解能を重視した画像表示モー
ドとすることが可能となり、適性な画像表示を行うこと
ができるという効果がある。As described in detail above, according to the ultrasonic diagnostic apparatus of the first aspect, the focal position of the ultrasonic beam transmitted over the ultrasonic beam N times (N is an integer). And a focus position control means capable of moving in N steps, and echo signals corresponding to the same position in the ultrasonic scanning region that are different in time.
One data is d 1 and d 2 , | d 1 −d 2 | /
A value | d 1 + d 2 | calculated, and based on this value, echo signal change detection means for judging the magnitude of temporal change of the echo signal corresponding to the same position in the ultrasonic scanning region; An image storage unit that stores tomographic image data including at least the focus position and a focus stage number control unit that controls the N according to the determination result of the echo signal change detection unit, over the movement of the focus position in N stages. Since it is provided with, according to the movement of the organ in the subject and the moving speed of the ultrasonic probe, it is possible to set the image display mode that emphasizes real-time property or the image display mode that emphasizes resolution. There is an effect that an appropriate image can be displayed.

【０１１７】また、請求項２記載の超音波診断装置によ
れば、超音波走査領域中の同位置に対応するエコー信号
の時間的に異なる２つのデータをｄ1 およびｄ2 とし
て、｜ｄ1 −ｄ2 ｜／｜ｄ1 ＋ｄ2 ｜なる値を算出し、
この値に基づいて、前記超音波走査領域中の同位置に対
応するエコー信号の時間的変化の大きさを判定するエコ
ー信号変化検出手段と、このエコー信号変化検出手段の
判定結果に応じて、前記超音波ビ−ムの走査密度および
走査幅の少なくとも一方を制御する走査制御手段とを備
えるようにしたので、被検体中の臓器の動きや超音波プ
ローブの移動速度に応じて、リアルタイム性を重視した
画像表示モード、あるいは走査密度、走査幅による緻密
さを重視した画像表示モードとすることが可能となり、
適性な画像表示を行うことができるという効果がある。According to the ultrasonic diagnostic apparatus of the second aspect, | d 1 is defined as two temporally different data of the echo signals corresponding to the same position in the ultrasonic scanning region as d 1 and d 2. Calculate the value −d 2 | / | d 1 + d 2 |
Based on this value, the echo signal change detection means for determining the magnitude of the temporal change of the echo signal corresponding to the same position in the ultrasonic scanning region, and according to the determination result of the echo signal change detection means, Since the scanning control means for controlling at least one of the scanning density and the scanning width of the ultrasonic beam is provided, the real-time property can be obtained according to the movement of the organ in the subject or the moving speed of the ultrasonic probe. It is possible to set the image display mode that emphasizes or the image display mode that emphasizes the precision of scanning density and scanning width.
There is an effect that an appropriate image can be displayed.

【０１１８】さらに、請求項３記載の超音波診断装置に
よれば、超音波走査領域中の同位置に対応するエコー信
号の時間的に異なる２つのデータをｄ1 およびｄ2 とし
て、｜ｄ1 −ｄ2 ｜／｜ｄ1 ＋ｄ2 ｜なる値を算出し、
この値に基づいて前記超音波走査領域中の同位置に対応
するエコー信号の時間的変化の大きさを判定するエコー
信号変化検出手段と、エコー信号からノイズを除去する
とともに、このノイズ除去の動作状態において、断層像
表示のリアルタイム性が損なわれるノイズ除去手段と、
前記エコー信号変化検出手段の判定結果に応じて、前記
ノイズ除去手段の動作状態を制御するノイズ除去制御手
段とを備えるようにしたので、被検体中の臓器の動きや
超音波プローブの移動速度に応じて、リアルタイム性を
重視した画像表示モード、あるいは低ノイズ性を重視し
た画像表示モードとすることが可能となり、適性な画像
表示を行うことができるという効果がある。Further, according to the ultrasonic diagnostic apparatus of the third aspect, | d 1 is defined as two temporally different data of the echo signals corresponding to the same position in the ultrasonic scanning region as d 1 and d 2. Calculate the value −d 2 | / | d 1 + d 2 |
Echo signal change detection means for determining the magnitude of temporal change of the echo signal corresponding to the same position in the ultrasonic scanning area based on this value, and noise removal operation while removing noise from the echo signal In a state, noise removing means that impairs real-time display of the tomographic image,
According to the determination result of the echo signal change detection means, since it is provided with a noise removal control means for controlling the operating state of the noise removal means, the movement of the organ in the subject or the moving speed of the ultrasonic probe. Accordingly, it is possible to set the image display mode in which real-time property is emphasized or the image display mode in which low noise property is emphasized, and there is an effect that an appropriate image display can be performed.

【図面の簡単な説明】[Brief description of drawings]

【図１】第１の発明の一実施例に係る超音波診断装置の
構成を表すブロック図である。FIG. 1 is a block diagram showing a configuration of an ultrasonic diagnostic apparatus according to an embodiment of the first invention.

【図２】図１のエコー信号変化検出回路の構成を表すブ
ロック図である。FIG. 2 is a block diagram showing a configuration of an echo signal change detection circuit of FIG.

【図３】図１の実施例のエコー信号に時間的変化がある
場合の断層像の表示状態を説明するための図である。FIG. 3 is a diagram for explaining a display state of a tomographic image when the echo signal of the embodiment of FIG. 1 changes with time.

【図４】図１の実施例のエコー信号に時間的変化がない
場合の焦点位置とメモリ領域のとの対応関係を説明する
ための図である。FIG. 4 is a diagram for explaining a correspondence relationship between a focus position and a memory area when the echo signal of the embodiment of FIG. 1 does not change with time.

【図５】図１の実施例のエコー信号に時間的変化がない
場合の断層像の表示状態を説明するための図である。FIG. 5 is a diagram for explaining a display state of a tomographic image when the echo signal of the embodiment of FIG. 1 does not change with time.

【図６】第１の発明の他の実施例に用いる積分回路の構
成図である。FIG. 6 is a configuration diagram of an integrating circuit used in another embodiment of the first invention.

【図７】第１の発明の他の実施例に用いる平滑回路の構
成図である。FIG. 7 is a configuration diagram of a smoothing circuit used in another embodiment of the first invention.

【図８】第１の発明の他の実施例に用いる他の積分回路
の構成図である。FIG. 8 is a configuration diagram of another integrating circuit used in another embodiment of the first invention.

【図９】第１の発明の他の実施例に用いるフリップフロ
ップの構成図である。FIG. 9 is a configuration diagram of a flip-flop used in another embodiment of the first invention.

【図１０】第１の発明のさらに他の実施例に係るエコー
信号変化検出回路の構成を表すブロック図である。FIG. 10 is a block diagram showing a configuration of an echo signal change detection circuit according to still another embodiment of the first invention.

【図１１】図１１の実施例に用いるメモリの記憶領域の
構成例を表す図である。FIG. 11 is a diagram showing a configuration example of a storage area of a memory used in the embodiment of FIG.

【図１２】第２の発明の一実施例に係るエコー信号変化
検出回路の構成を表すブロック図である。FIG. 12 is a block diagram showing a configuration of an echo signal change detection circuit according to an embodiment of the second invention.

【図１３】図１２の実施例の走査密度制御回路による走
査線の間引き状態を説明するための図である。FIG. 13 is a diagram for explaining a thinning state of scanning lines by the scanning density control circuit of the embodiment of FIG.

【図１４】図１２の実施例による断層像の走査密度の疎
密状態を表す図である。FIG. 14 is a diagram showing a sparse / dense state of scanning density of a tomographic image according to the embodiment of FIG. 12;

【図１５】第２の発明の他の実施例に係る走査幅制御回
路による走査幅制御状態を説明するための図である。FIG. 15 is a diagram for explaining a scan width control state by a scan width control circuit according to another embodiment of the second invention.

【図１６】図１５の実施例における断層像の表示状態を
説明するための図である。16 is a diagram for explaining a display state of a tomographic image in the embodiment of FIG.

【図１７】第３の発明の第１の実施例に係る超音波診断
装置の構成を表すブロック図である。FIG. 17 is a block diagram showing the configuration of an ultrasonic diagnostic apparatus according to the first embodiment of the third invention.

【図１８】第３の発明の第２の実施例に係る超音波診断
装置の要部構成を表すブロック図である。FIG. 18 is a block diagram showing a main configuration of an ultrasonic diagnostic apparatus according to a second embodiment of the third invention.

【図１９】従来の超音波診断装置における問題点を説明
するための断層像を表す図である。FIG. 19 is a diagram showing a tomographic image for explaining a problem in a conventional ultrasonic diagnostic apparatus.

【図２０】断層像中での階調値の時間的変化を表す図で
ある。FIG. 20 is a diagram showing a temporal change of a gradation value in a tomographic image.

【図２１】断層像中での階調値の時間的変化を表す図で
ある。FIG. 21 is a diagram showing a temporal change of a gradation value in a tomographic image.

【図２２】断層像中での階調値の時間的変化を表す図で
ある。FIG. 22 is a diagram showing a temporal change of a gradation value in a tomographic image.

【符号の説明】[Explanation of symbols]

１０ 被検体 １００ 超音波プローブ １００ａ 超音波振動子 １０１ 送受信回路 １０２ 送信フォーカス回路 １０３ 受信フォーカス回路 １０４ 対数変換回路 １０６ Ａ／Ｄコンバータ １０７ 画像メモリ １０８ Ｄ／Ａコンバータ １０９ 表示器 １１０ エコー信号変化検出回路 １１１ フォーカス段数制御回路 １１２ 焦点位置制御回路 10 subject 100 ultrasonic probe 100a ultrasonic transducer 101 transmission / reception circuit 102 transmission focus circuit 103 reception focus circuit 104 logarithmic conversion circuit 106 A / D converter 107 image memory 108 D / A converter 109 indicator 110 echo signal change detection circuit 111 Focus stage number control circuit 112 Focus position control circuit

Claims (3)

【特許請求の範囲】[Claims] 【請求項１】 超音波プローブより被検体に超音波ビー
ムを走査して被検体内からの超音波エコーを受波し、エ
コー信号に基づく被検体のリアルタイム断層画像を形成
する超音波診断装置であって、 前記超音波ビームＮ回（Ｎは整数）の走査に渡って、前
記超音波ビーム送波の焦点位置をＮ段階移動可能な焦点
位置制御手段と、 超音波走査領域中の同位置に対応するエコー信号の時間
的に異なる２つのデータをｄ1 およびｄ2 として、 ｜ｄ1 −ｄ2 ｜／｜ｄ1 ＋ｄ2 ｜ なる値を算出し、この値に基づいて、前記超音波走査領
域中の同位置に対応するエコー信号の時間的変化の大き
さを判定するエコー信号変化検出手段と、 前記Ｎ段階の焦点位置の移動に渡って、少なくとも前記
焦点位置を含む断層像データを記憶する画像記憶手段
と、 前記エコー信号変化検出手段の判定結果に応じて、前記
Ｎを制御するフォーカス段数制御手段とを備えたことを
特徴とする超音波診断装置。1. An ultrasonic diagnostic apparatus for scanning an ultrasonic beam from an ultrasonic probe to a subject, receiving ultrasonic echoes from the inside of the subject, and forming a real-time tomographic image of the subject based on the echo signal. Then, the focal position control means capable of moving the focal position of the ultrasonic beam transmission by N steps over the scanning of the ultrasonic beam N times (N is an integer) and the same position in the ultrasonic scanning region. A value of | d 1 −d 2 | / | d 1 + d 2 | is calculated with two time-different data of the corresponding echo signals as d 1 and d 2 , and the ultrasonic scanning is performed based on this value. Echo signal change detection means for determining the magnitude of temporal change of the echo signal corresponding to the same position in the region, and storing tomographic image data including at least the focus position over the movement of the focus position in the N stages. Image storage means for According to the determination result of the call signal change detection means, an ultrasonic diagnostic apparatus comprising the focus stage number controlling means for controlling the N. 【請求項２】 超音波プローブより被検体に超音波ビー
ムを走査して被検体内からの超音波エコーを受波し、エ
コー信号に基づく被検体のリアルタイム断層画像を形成
する超音波診断装置であって、 超音波走査領域中の同位置に対応するエコー信号の時間
的に異なる２つのデータをｄ1 およびｄ2 として、 ｜ｄ1 −ｄ2 ｜／｜ｄ1 ＋ｄ2 ｜ なる値を算出し、この値に基づいて、前記超音波走査領
域中の同位置に対応するエコー信号の時間的変化の大き
さを判定するエコー信号変化検出手段と、 このエコー信号変化検出手段の判定結果に応じて、前記
超音波ビ−ムの走査密度および走査幅の少なくとも一方
を制御する走査制御手段とを備えたことを特徴とする超
音波診断装置。2. An ultrasonic diagnostic apparatus for scanning a subject with an ultrasonic beam from an ultrasonic probe to receive ultrasonic echoes from the inside of the subject and forming a real-time tomographic image of the subject based on the echo signal. Then, the values of | d 1 −d 2 | / | d 1 + d 2 | are calculated by using two temporally different data of echo signals corresponding to the same position in the ultrasonic scanning region as d 1 and d 2. However, based on this value, an echo signal change detecting unit that determines the magnitude of the temporal change of the echo signal corresponding to the same position in the ultrasonic scanning region, and a determination result of the echo signal change detecting unit And a scanning control means for controlling at least one of the scanning density and the scanning width of the ultrasonic beam. 【請求項３】 超音波プローブより被検体に超音波ビー
ムを走査して被検体内からの超音波エコーを受波し、エ
コー信号に基づく被検体のリアルタイム断層画像を形成
する超音波診断装置であって、 超音波走査領域中の同位置に対応するエコー信号の時間
的に異なる２つのデータをｄ1 およびｄ2 として、 ｜ｄ1 −ｄ2 ｜／｜ｄ1 ＋ｄ2 ｜ なる値を算出し、この値に基づいて前記超音波走査領域
中の同位置に対応するエコー信号の時間的変化の大きさ
を判定するエコー信号変化検出手段と、 エコー信号からノイズを除去するとともに、このノイズ
除去の動作状態において、断層像表示のリアルタイム性
が損なわれるノイズ除去手段と、 前記エコー信号変化検出手段の判定結果に応じて、前記
ノイズ除去手段の動作状態を制御するノイズ除去制御手
段とを備えたことを特徴とする超音波診断装置。3. An ultrasonic diagnostic apparatus for scanning an ultrasonic beam from an ultrasonic probe to a subject, receiving ultrasonic echoes from the inside of the subject, and forming a real-time tomographic image of the subject based on the echo signal. Then, the values of | d 1 −d 2 | / | d 1 + d 2 | are calculated by using two temporally different data of echo signals corresponding to the same position in the ultrasonic scanning region as d 1 and d 2. Then, based on this value, an echo signal change detecting means for judging the magnitude of the temporal change of the echo signal corresponding to the same position in the ultrasonic scanning area, and removing noise from the echo signal and removing this noise In the operating state, the noise removing means that impairs the real-time display of the tomographic image, and the noise removing control that controls the operating state of the noise removing means according to the determination result of the echo signal change detecting means. An ultrasonic diagnostic apparatus comprising a control means.
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