JPH11137546A - Ultrasonic diagnosing device - Google Patents

Abstract

PROBLEM TO BE SOLVED: To form a B mode image or the like wherein the phase of an ultrasonic wave is reflected by an ultrasonic diagnosing device. SOLUTION: A receiving signal is orthogonally detected by an orthogonal detector 20, and is converted into a complex signal. The phase at each sample point is operated by a phase operation apparatus 30, and a phase difference between two sample points is operated by a phase difference operation apparatus 32. On a display device 42, a B mode image or an M mode image based on the phase difference is displayed. At the time of phase difference operation, an auto-correlation operation can be used. A border judgement also can be performed based on the phase difference and an amplitude difference. An image based on the phase difference, or an image wherein the border judgement result is shown, and an amplitude image can be compounded and displayed as well.

Description

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

【０００１】[0001]

【発明の属する技術分野】本発明は超音波診断装置に関
し、特に、直交検波後の複素信号を利用して超音波画像
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 relates to an ultrasonic diagnostic apparatus, and more particularly to an ultrasonic diagnostic apparatus that forms an ultrasonic image using a complex signal after quadrature detection.

【０００２】[0002]

【従来の技術】超音波は音響的な特性の異なる境界（組
織間）で反射する性質を有しており、反射波の強度すな
わち受信信号の振幅は、組織間における固有音響インピ
ーダンスの差に相当する。そのような超音波の性質を利
用し、従来の超音波診断装置では、超音波パルスの送受
波により得られた受信信号が包絡線検波によってベース
バンドの信号に変換され、その信号の振幅を輝度に対応
させることにより、Ｂモード画像やＭモード画像が形成
されている。従来、組織性状の評価は、上記のような輝
度画像におけるコントラストや質感に基づいて行われて
いる。2. Description of the Related Art Ultrasonic waves have the property of being reflected at boundaries having different acoustic characteristics (between tissues), and the intensity of a reflected wave, that is, the amplitude of a received signal, corresponds to the difference in intrinsic acoustic impedance between tissues. I do. Utilizing such properties of ultrasonic waves, in a conventional ultrasonic diagnostic apparatus, a received signal obtained by transmitting and receiving an ultrasonic pulse is converted into a baseband signal by envelope detection, and the amplitude of the signal is converted to a luminance. , A B-mode image and an M-mode image are formed. Conventionally, the evaluation of the texture is performed based on the contrast and the texture in the luminance image as described above.

【０００３】[0003]

【発明が解決しようとする課題】ところで、超音波の反
射の際に位相が変わることが知られており、特に、固有
音響インピーダンスが低い組織から固有音響インピーダ
ンスが高い組織への間で超音波が反射する際には位相が
維持されて正相となり、その一方、固有音響インピーダ
ンスが高い組織から固有音響インピーダンスが低い組織
への間で超音波が反射する際には位相が反転して逆相に
なるということが知られている。ここで、組織間での音
響特性の差によって超音波反射時における位相のずれ量
（位相差）が異なるという事実を前提とすれば、位相あ
るいは位相差によって組織の何らかの性状を表せるとい
う結論に帰着する。It is known that the phase changes when the ultrasonic wave is reflected. In particular, the ultrasonic wave is transmitted between a tissue having a low specific acoustic impedance and a tissue having a high specific acoustic impedance. When reflected, the phase is maintained and becomes positive.On the other hand, when ultrasonic waves are reflected from a tissue having a high specific acoustic impedance to a tissue having a low specific acoustic impedance, the phase is reversed and the phase is reversed. It is known that Here, assuming that the amount of phase shift (phase difference) at the time of ultrasonic reflection is different due to the difference in acoustic characteristics between tissues, the conclusion is that the phase or the phase difference can express some property of the tissue. I do.

【０００４】従来の超音波診断装置においては、単に受
信信号を包絡線検波していたため位相情報は抽出されて
いなかった。そこで、位相情報を反映させた画像を形成
することが望まれる。In a conventional ultrasonic diagnostic apparatus, phase information is not extracted because a received signal is simply detected by envelope detection. Therefore, it is desired to form an image reflecting the phase information.

【０００５】なお、従来の超音波ドプラ法に基づく超音
波ドプラ診断装置では、受信信号が直交検波され、更に
自己相関演算されているが、それは運動体の速度に依存
する位相シフトを検出するためであり、組織自体の性状
を位相差として検出するものではない。In a conventional ultrasonic Doppler diagnostic apparatus based on the ultrasonic Doppler method, a received signal is subjected to quadrature detection and further subjected to an autocorrelation operation. This is because a phase shift dependent on the speed of a moving body is detected. However, it does not detect the properties of the tissue itself as a phase difference.

【０００６】本発明は、上記従来の課題に鑑みなされた
ものであり、その目的は、組織の性状を超音波の位相の
観点から把握できる超音波診断装置を提供することにあ
る。SUMMARY OF THE INVENTION The present invention has been made in view of the above-mentioned conventional problems, and has as its object to provide an ultrasonic diagnostic apparatus capable of grasping the properties of a tissue from the viewpoint of the phase of an ultrasonic wave.

【０００７】本発明の他の目的は、位相情報が反映され
たＢモード画像又はＭモード画像を形成することにあ
る。Another object of the present invention is to form a B-mode image or an M-mode image on which phase information is reflected.

【０００８】[0008]

【課題を解決するための手段】上記目的を達成するため
に、本発明は、超音波の送受波により得られた受信信号
を複素信号に変換する複素信号変換手段と、前記複素信
号から超音波ビーム上の各サンプル点の位相を演算し、
サンプル点間での位相比較により位相差を求める位相差
演算手段と、を含み、前記位相差に基づいて、生体組織
の性状を表した超音波画像を表示することを特徴とす
る。To achieve the above object, the present invention provides a complex signal converting means for converting a received signal obtained by transmitting and receiving an ultrasonic wave into a complex signal, and converting the complex signal into an ultrasonic wave. Calculate the phase of each sample point on the beam,
And a phase difference calculating means for calculating a phase difference by comparing phases between sample points, and displaying an ultrasonic image representing properties of the living tissue based on the phase difference.

【０００９】上記構成によれば、複素信号から各サンプ
ル点ごとに位相差が演算され、それに基づいて超音波画
像が作成される。位相差は境界における音響的特性を反
映するものであり、その位相差によって従来画像化でき
なかった又は画像化困難であった性状を表現可能であ
る。複素信号変換手段は、望ましくは、受信信号に対し
て互いに９０度位相がずれた２つの参照信号を混合する
直交検波器で構成される。位相差演算手段は、望ましく
は、複素信号の実数部及び虚数部の逆正接（tan^{- 1}）を
演算する回路、あるいは自己相関演算回路を含む。According to the above configuration, a phase difference is calculated for each sample point from the complex signal, and an ultrasonic image is created based on the phase difference. The phase difference reflects the acoustic characteristic at the boundary, and the phase difference can express characteristics that could not be imaged conventionally or were difficult to image. The complex signal conversion means is preferably constituted by a quadrature detector that mixes two reference signals having phases shifted from each other by 90 degrees with respect to the received signal. The phase difference calculation means desirably includes a circuit for calculating the inverse tangent (tan ^{- 1} ) of the real part and the imaginary part of the complex signal, or an autocorrelation calculation circuit.

【００１０】望ましくは、位相差は、超音波ビーム上に
おける（同じ受信信号上で）隣接する又は所定個おきの
２つのサンプル点で位相の差を演算することにより求め
られる。位相差は媒質間における音響的な特性の差を反
映するものであり、その位相差を利用して従来の断層画
像（Ｂモード画像、Ｍモード画像など）では表現できな
い組織性状を表現可能である。[0010] Preferably, the phase difference is obtained by calculating a phase difference between two adjacent or predetermined two sample points on the ultrasonic beam (on the same received signal). The phase difference reflects a difference in acoustic characteristics between the media, and by using the phase difference, it is possible to express a tissue property that cannot be expressed by a conventional tomographic image (B mode image, M mode image, etc.). .

【００１１】本発明の望ましい態様では、前記位相差演
算手段は、同じ超音波ビーム上の２つのサンプル点間で
前記複素信号の自己相関を演算する自己相関回路と、前
記自己相関回路から出力される実数成分及び虚数成分に
基づいて偏角を演算する偏角演算回路と、で構成され
る。自己相関回路では、２つのサンプル点間で相関演算
が実行され、その演算結果に基づいて位相差を取得でき
る。In a preferred aspect of the present invention, the phase difference calculating means calculates an autocorrelation of the complex signal between two sample points on the same ultrasonic beam, and an output from the autocorrelation circuit. And a declination calculation circuit for calculating a declination based on the real and imaginary components. In the autocorrelation circuit, a correlation operation is performed between two sample points, and a phase difference can be obtained based on the operation result.

【００１２】本発明の望ましい態様では、前記位相差に
基づいて組織境界を検出する境界検出手段を含む。例え
ば、ある臓器とその周辺臓器（組織）との境界を位相差
に基づいて抽出でき、従来法よりも精度良く輪郭抽出な
どを行える利点がある。In a preferred aspect of the present invention, the apparatus includes a boundary detecting means for detecting a tissue boundary based on the phase difference. For example, there is an advantage that a boundary between a certain organ and a peripheral organ (tissue) can be extracted based on a phase difference, and contour extraction and the like can be performed with higher accuracy than the conventional method.

【００１３】本発明の望ましい態様では、前記複素信号
から振幅を演算する振幅演算手段と、同じ超音波ビーム
上の２つのサンプル点間で振幅の差を演算する振幅差演
算手段と、を含み、前記境界検出手段は、前記位相差及
び前記振幅差に基づいて境界を検出する。振幅差も媒質
間における音響特性の差を表すものであり、振幅差及び
位相差の両面を考慮して境界抽出を行えばより高精度の
抽出を実現できる。なお、振幅は望ましくは複素信号の
実数部及び虚数部のそれぞれの２乗和の平方根から求め
られる。In a preferred aspect of the present invention, the system includes an amplitude calculating means for calculating an amplitude from the complex signal, and an amplitude difference calculating means for calculating a difference in amplitude between two sample points on the same ultrasonic beam, The boundary detecting means detects a boundary based on the phase difference and the amplitude difference. The amplitude difference also indicates the difference in acoustic characteristics between the media. If the boundary extraction is performed in consideration of both the amplitude difference and the phase difference, more accurate extraction can be realized. The amplitude is desirably obtained from the square root of the sum of squares of the real part and the imaginary part of the complex signal.

【００１４】本発明の望ましい態様では、前記位相差が
１８０度付近になる反転ポイントを抽出する反転抽出手
段と、前記反転ポイントを画像化する画像化手段と、を
含むことを特徴とする。[0014] In a preferred aspect of the present invention, the apparatus further comprises an inversion extracting means for extracting an inversion point at which the phase difference is around 180 degrees, and an imaging means for imaging the inversion point.

【００１５】また、本発明は、超音波の送受波により得
られた受信信号を複素信号に変換する複素信号変換手段
と、前記複素信号に基づいて、超音波ビーム上のサンプ
ル点の中で位相が反転する反転ポイントを求める反転検
出手段と、前記反転ポイントを画像化する画像化手段
と、を含むこと特徴とする。Further, the present invention provides a complex signal converting means for converting a received signal obtained by transmitting and receiving an ultrasonic wave into a complex signal, and a phase in a sample point on an ultrasonic beam based on the complex signal. It is characterized by including inversion detecting means for obtaining an inversion point at which the image is inverted, and imaging means for imaging the inversion point.

【００１６】すなわち、固有音響インピーダンスが高い
媒質から低い媒質へ超音波が進入する場合、その境界面
からの反射波の位相は１８０度ずれるため、その物理現
象を有効利用して境界抽出を行う。That is, when an ultrasonic wave enters from a medium having a high specific acoustic impedance to a medium having a low specific acoustic impedance, the phase of the reflected wave from the boundary surface is shifted by 180 degrees. Therefore, the boundary is extracted by effectively utilizing the physical phenomenon.

【００１７】本発明に係る超音波診断装置は、前記複素
信号から振幅を演算する振幅演算手段と、前記位相差を
表した画像又は前記反転ポイントを表した画像と前記振
幅を表した画像とを合成する画像合成手段と、を含むこ
とを特徴とする。かかる構成によれば、振幅画像との関
係において、位相差及び反転ポイントとして表された組
織の性状（境界など）を把握できる。[0017] An ultrasonic diagnostic apparatus according to the present invention comprises an amplitude calculating means for calculating an amplitude from the complex signal, and an image representing the phase difference or an image representing the inversion point and an image representing the amplitude. Image combining means for combining. According to such a configuration, in relation to the amplitude image, the properties of the tissue (such as the boundary) represented as the phase difference and the inversion point can be grasped.

【００１８】なお、本発明は、反射波を利用する場合及
び透過波を利用する場合の双方に適用可能である。The present invention is applicable to both cases where reflected waves are used and cases where transmitted waves are used.

【００１９】[超音波の反射に関わるモデリング]以下
に、超音波の反射に関わるモデリングについて説明し、
位相及び振幅が媒質とどのような関係にあるのか明らか
にする。[Modeling Related to Ultrasonic Reflection] Modeling related to ultrasonic reflection will be described below.
Clarify the relationship between phase and amplitude with the medium.

【００２０】（１）従来の考え方 異なる音響特性を有する２つの音響媒質[0]、[1]が接合
され、その境界面からの超音波の反射を考える。各媒質
における密度及び音速をそれぞれρ₀，ρ₁，ｃ₀，ｃ₁と
定義すれば、各媒質の固有音響インピーダンスＺ₀、Ｚ₁
は、(1) Conventional Concept Two acoustic media [0] and [1] having different acoustic characteristics are joined, and reflection of ultrasonic waves from the boundary surface is considered. If the density and the sound velocity in each medium are defined as ρ ₀ , ρ ₁ , c ₀ , c ₁ , respectively, the specific acoustic impedances Z ₀ , Z _{1 of} each medium
Is

【数１】 と表される。その境界面における音圧の反射係数Ｒ
_pは、(Equation 1) It is expressed as Reflection coefficient R of sound pressure at the boundary surface
_p is

【数２】 と表される。そして、入射音圧をＰ_inとすれば受信音圧
Ｐ_rは、(Equation 2) It is expressed as Then, the incident sound pressure P _in Tosureba received sound pressure P _r is,

【数３】 と表される。(Equation 3) It is expressed as

【００２１】この従来のモデリングによれば、媒質間で
の固有音響インピーダンスのわずかな変化を反映して、
受信信号の強度は、固有音響インピーダンスの差が大き
いところでより強いことになる。また、反射係数の正負
は、超音波の反射の際の位相の回転方向を表すものであ
り、固有音響インピーダンスの大きな媒質から小さな媒
質へ超音波が進入する際、その境界面では、超音波は反
転して反射するものと考えられる。According to this conventional modeling, reflecting a slight change in the intrinsic acoustic impedance between the media,
The strength of the received signal will be stronger where the difference in intrinsic acoustic impedance is large. The sign of the reflection coefficient indicates the direction of rotation of the phase when the ultrasonic wave is reflected.When the ultrasonic wave enters from a medium having a large specific acoustic impedance to a medium having a small specific acoustic impedance, the ultrasonic wave is It is considered that the light is inverted and reflected.

【００２２】しかしながら、この従来のモデリングで
は、異なる２つの媒質が接する境界面に平面進行波が進
入することを前提としており、また、波が進入する媒質
[1]が無限遠に続くという条件が前提となる。However, this conventional modeling is based on the premise that a plane traveling wave enters a boundary surface where two different media come into contact with each other.
The condition is that [1] continues at infinity.

【００２３】超音波診断において、実際の生体内では、
境界面は複雑に入り組んだものとなっており、一般に上
記のような理想的なモデリングを行うことはできない。
超音波の反射についても、より一般的な形で論じる必要
がある。そこで、以下のように、複素信号を利用したモ
デリングを導入する。In an ultrasonic diagnosis, in an actual living body,
The boundary surface is complicated and complicated, and it is generally impossible to perform the ideal modeling as described above.
Ultrasound reflections also need to be discussed in a more general way. Therefore, modeling using a complex signal is introduced as follows.

【００２４】（２）複素信号による音響反射の考え方 ある媒質における波は、平面進行波とその逆方向の波の
合成であるから、互いに接合する媒質[0]及び媒質[1]に
おける音圧Ｐ_0,Ｐ₁及び粒子速度ｖ₀，ｖ₁は、以下のよ
うに表される。(2) Concept of Acoustic Reflection by Complex Signal Since a wave in a certain medium is a combination of a plane traveling wave and a wave in the opposite direction, the sound pressure P in the medium [0] and the medium [1] joined to each other is _0, P ₁ and the particle velocities v ₀ , v ₁ are expressed as follows.

【００２５】[0025]

【数４】 但し、角周波数ωは一定とし、(Equation 4) However, the angular frequency ω is constant,

【数５】 はそれぞれ位相定数を表し、ｘは位置を表すものとす
る。(Equation 5) Represents a phase constant, and x represents a position.

【００２６】上記（Ａ４）式におけるベクトルＡ₀，
Ｂ₀，Ａ₁，Ｂ₁は、条件によって定まる複素定数であ
る。音圧および粒子速度は境界面において連続であるか
ら、The vector A ₀ ,
B ₀ , A ₁ , and B ₁ are complex constants determined by conditions. Since sound pressure and particle velocity are continuous at the interface,

【数６】 という条件を与えることができる。したがって、以下の
ようになる。(Equation 6) Condition can be given. Therefore, it becomes as follows.

【００２７】[0027]

【数７】 音響インピーダンス密度は境界において連続であると考
えられるから、(Equation 7) Since the acoustic impedance density is considered to be continuous at the boundary,

【数８】 が得られる。よって、境界における音圧の反射係数Ｒ_p
は、(Equation 8) Is obtained. Therefore, the reflection coefficient R _p of the sound pressure at the boundary
Is

【数９】 と表される。ここで、Ｚ₀は媒質[0]における固有音響イ
ンピーダンスであり、Ｚ_1Lは媒質[1]における媒質[0]と
の境界面における音響インピーダンス密度である。複素
定数Ａ₁，Ｂ₁は、媒質[1]の他の境界条件が与えられな
ければ決まらない。(Equation 9) It is expressed as Here, Z ₀ is the intrinsic acoustic impedance of the medium [0], and Z _1L is the acoustic impedance density of the medium [1] at the interface with the medium [0]. The complex constants A ₁ and B ₁ cannot be determined unless other boundary conditions of the medium [1] are given.

【００２８】上記（Ａ９）式を更に検討する。複素数同
士の分数関数はやはり複素数となるから、The above equation (A9) will be further studied. Since the fractional function between complex numbers is still a complex number,

【数１０】 とおき、更に、(Equation 10) Toki, and

【数１１】 とすれば、以下の式が導かれる。ただし、Ｚ_1aは入射側
である媒質[1]での音響インピーダンス密度であり、θ₁
はその音響インピーダンス密度の位相成分を表してい
る。[Equation 11] Then, the following equation is derived. Here, Z _1a is the acoustic impedance density in the medium [1] on the incident side, and θ ₁
Represents the phase component of the acoustic impedance density.

【００２９】[0029]

【数１２】 したがって、入力音圧Ｐ_inに対する反射音圧Ｐ_rは以下
のようになる。(Equation 12) Therefore, reflected sound pressure P _r with respect to the input sound pressure P _in is as follows.

【００３０】[0030]

【数１３】 これにより、反射信号の振幅Ａｍｐ₁および位相Ａｒｇ₁
は、それぞれ以下のように表される。(Equation 13) Thereby, the amplitude Amp ₁ and the phase Arg ₁ of the reflected signal are obtained.
Are represented as follows.

【００３１】[0031]

【数１４】 ここで、媒質[1]側に平面進行波しか存在しない場合に
は、上記（Ａ８）式において、Ｂ₁＝０であるから、Ｚ
_1a＝ρ₁ｃ₁＝Ｚ₁となり、（Ａ１３）式は（Ａ３）式と
同じになることがわかる。[Equation 14] Here, when only a plane traveling wave exists on the medium [1] side, since B ₁ = 0 in the above formula (A8), Z
_1a = ρ ₁ c ₁ = Z ₁ , and it can be seen that the expression (A13) is the same as the expression (A3).

【００３２】上記の（Ａ１４）式及び（Ａ１５）式の示
すところは、反射信号は単に固有音響インピーダンスの
変化分を反映するのではなく、境界条件によって変化す
る音響インピーダンス密度Ｚ_1Lの違いを反映するという
ことである。The expressions (A14) and (A15) show that the reflected signal does not merely reflect the change in the specific acoustic impedance, but reflects the difference in the acoustic impedance density Z _{1L that} changes depending on the boundary conditions. That is to do.

【００３３】要するに、反射信号の振幅及び反射信号の
位相回転（位相差）は、音響反射を生じる境界での音響
インピーダンス密度の相違に依存する。換言すれば、受
信信号には、音響インピーダンス密度に関わる情報が内
包されている。In short, the amplitude of the reflected signal and the phase rotation (phase difference) of the reflected signal depend on the difference in acoustic impedance density at the boundary where acoustic reflection occurs. In other words, the information related to the acoustic impedance density is included in the received signal.

【００３４】（３）上記のモデリングの検討 ところで、（Ａ９）式を図形的に解釈すると、図１のよ
うな図形が得られる。ここで、Ｚ_1Lを固定して考える。
（Ａ９）式の分子[Ｚ_1L−Ｚ₀]は、実軸上で−Ｚ₀だけ変
移した点を中心として半径｜Ｚ_1L｜の円周上を動く。
（Ａ９）式の分母[Ｚ_1L＋Ｚ₀]は実軸上で＋Ｚ₀だけ変移
した点を中心として半径｜Ｚ_1L｜の円周上を動く。（Ａ
９）式の絶対値を考えると、分母及び分子は、原点か
ら、各円と虚数値が一定の直線に交わる点（交点）まで
の距離として表される。そして、位相はそれぞれの位相
の差として与えられることがわかる。(3) Examination of the above modeling By the way, when the expression (A9) is interpreted graphically, a graphic as shown in FIG. 1 is obtained. Here, it is assumed that Z _1L is fixed.
(A9) molecule [Z _1L -Z _0] of the equation, the radius about a point that is displaced by -Z ₀ on the real axis | moves circumferential upper | Z _1L.
The denominator [Z _1L + Z ₀ ] in the equation (A9) moves on the circumference of the radius | Z _1L | about the point shifted by + Z ₀ on the real axis. (A
Considering the absolute value of the expression 9), the denominator and the numerator are expressed as a distance from the origin to a point (intersection) at which each circle and an imaginary value intersect a certain straight line. Then, it can be seen that the phase is given as a difference between the respective phases.

【００３５】実際に（Ａ１３）式、（Ａ１５）式に数値
を代入して計算すると、反射係数の大きさ及び位相は以
下の各図のように表される。When the numerical values are actually substituted into the equations (A13) and (A15) and calculated, the magnitude and phase of the reflection coefficient are expressed as shown in the following figures.

【００３６】図２は、各Ｚ_1aに関し、反射係数の変化を
複素平面上でみたものである。ただし、（Ａ１３）式に
おいて反射信号は規格化されており、またＰ_in＝１とな
っている。図３は、Ｚ_1aに対する反射係数の絶対値を各
θ値についてみたものである。また図４、図５は、θ₁
に対する振幅特性および位相特性をそれぞれ表してい
る。上述したように、音響インピーダンス密度の変化に
対し、反射振幅あるいは反射位相が変化する。FIG. 2 shows the change in the reflection coefficient of each Z _1a on a complex plane. However, in equation (A13), the reflected signal is standardized, and P _in = 1. Figure 3 is a tried with the absolute value of the reflection coefficient for Z _1a each θ value. 4 and 5 show θ ₁
Respectively represent the amplitude characteristic and the phase characteristic. As described above, the reflection amplitude or the reflection phase changes with the change in the acoustic impedance density.

【００３７】なお、もう一度、音響インピーダンス密度
について考えてみる。The acoustic impedance density will be considered again.

【００３８】[0038]

【数１５】 とおくと、(Equation 15) After all,

【数１６】 となる。図４では、音響インピーダンス密度の位相θ₁
が−π／２以下のときあるいはπ／２以上のときに、反
射係数が１を越え、入射音圧よりも反射音圧のほうが大
きくなってしまう。（Ａ１７）式からわかるように、こ
のような状態を与える条件は、音響インピーダンス密度
の実数部が負となるときであり、すなわち、ａ＜ｂのと
きである。これは媒質[1]において進行波よりも後退波
のほうが大きいということで、別の音源が存在しない限
りあり得ない。(Equation 16) Becomes In FIG. 4, the phase θ _{1 of the} acoustic impedance density is shown.
Is less than -π / 2 or more than π / 2, the reflection coefficient exceeds 1, and the reflected sound pressure becomes larger than the incident sound pressure. As can be seen from equation (A17), the condition for providing such a state is when the real part of the acoustic impedance density is negative, that is, when a <b. This means that the backward wave is larger than the traveling wave in the medium [1], which is impossible unless another sound source exists.

【００３９】（４）上記モデリングを基礎とした境界検
出 上記の（Ａ１４）式，（Ａ１５）式は、ある組織境界に
おける反射信号の大きさと位相を表したものであるが、
実際には、組織学的に同一の組織内であってもミクロな
レベルでの散乱として、同様の反射が起きている。した
がって（Ａ１４）式，（Ａ１５）式は、特定の組織から
のエコー強度と位相を表すものと考えられる。それゆ
え、媒質[0]の中に媒質[2]が存在する状態が想定され
る。ある組織からのエコーＡｍｐ₁，Ａｒｇ₁に対し、別
の組織からのエコーは、以下の（Ｂ１）式で表される。(4) Boundary Detection Based on the Modeling The above equations (A14) and (A15) express the magnitude and phase of the reflected signal at a certain tissue boundary.
In fact, similar reflection occurs as scattering at a microscopic level even within the same tissue histologically. Therefore, the expressions (A14) and (A15) are considered to represent the echo intensity and phase from a specific tissue. Therefore, a state in which the medium [2] exists in the medium [0] is assumed. In contrast to echoes Amp ₁ and Arg ₁ from a certain tissue, an echo from another tissue is expressed by the following equation (B1).

【００４０】[0040]

【数１７】 この媒質[2]からの振幅および位相をＡｍｐ₂，Ａｒｇ₂
とすると、通常、我々が見ている超音波画像は、そのよ
うなＡｍｐ_n，Ａｒｇ_nを表す信号を見ているものと考え
られる。つまり、従前の断層画像は、組織の輪郭を表現
したものというよりも、組織ごとの輝度の変化を表現し
たものでしかない。このため心臓などの輪郭を明確に表
現するのが困難であるという指摘がなされている。[Equation 17] The amplitude and phase from this medium [2] are represented by Amp ₂ , Arg ₂
When normally ultrasound image we are looking at, such Amp _n, presumably watching the signals representing the Arg _n. That is, the conventional tomographic image merely expresses a change in luminance for each tissue, rather than an image representing the outline of the tissue. For this reason, it has been pointed out that it is difficult to clearly express the outline of the heart and the like.

【００４１】たとえ同一組織内であっても振幅や位相は
一定であるとは限らないが、少なくとも音響的な連続性
から、振幅および位相は連続でなくてはならない。した
がって、振幅、位相に不連続点が検出された場合、それ
は異なる組織界面であるはずである。したがって、以下
の式（Ｂ２）式かつ（Ｂ３）式が成り立つ条件を求める
ことによって、組織間の境界を検出することが可能であ
る。Although the amplitude and the phase are not always constant even in the same tissue, the amplitude and the phase must be continuous at least from acoustic continuity. Therefore, if a discontinuity is detected in amplitude and phase, it must be a different tissue interface. Therefore, it is possible to detect a boundary between tissues by obtaining a condition that the following equations (B2) and (B3) hold.

【００４２】[0042]

【数１８】 ただし、Ａ_Tおよびθ_Tは範囲を設定する定数である。(Equation 18) Here, A _T and θ _T are constants for setting the range.

【００４３】（５）上記モデリングを基礎とした音響イ
ンピーダンス大小関係の推定 （Ａ１５）式および図５は、反射信号の位相特性を示す
ものであるが、Ｚ_1a＞Ｚ₀のときには正相で反射し、Ｚ
_1a＜Ｚ₀のときには逆相で反射することを表している。
これは平面進行波だけの解析で得られる結果すなわち
（Ａ３）式と同様である。受信信号の位相は、周波数ｆ
のとき、距離ｒとともに２πｆ_c×（２ｒ／ｃ）で変化
するが、この値からの差異分がすなわち受信信号の位相
回転で図５の示すところである。そして、もしもＺ_1a＜
Ｚ₀の境界面が存在すると、位相が反転した不連続点を
生じることになる。(5) Estimation of Acoustic Impedance Relationship Based on the Modeling The equation (A15) and FIG. 5 show the phase characteristics of the reflected signal. When Z _1a > Z ₀ , the reflected wave is in the positive phase. Then Z
_1a <when Z ₀ represents that reflected by the reverse phase.
This is the same as the result obtained by analyzing only the plane traveling wave, that is, the equation (A3). The phase of the received signal is frequency f
Of time, the distance r varies with _{2πf c × (2r / c)} , it showed that the difference amount from the value i.e. the 5 in the phase rotation of the received signal. And if Z _1a <
The presence of the Z ₀ boundary will result in discontinuous points with inverted phases.

【００４４】ここで、距離によって補正された受信信号
を以下の（Ｂ４）式で表わすものとすると、Here, if the received signal corrected by the distance is represented by the following equation (B4),

【数１９】 距離補正された位相に対して以下の（Ｂ５）式が成り立
つような場所は、音響インピーダンスが大きな組織から
小さな組織へ進む境界面である。[Equation 19] A place where the following expression (B5) holds for the distance-corrected phase is a boundary surface where the acoustic impedance proceeds from a tissue having a large impedance to a tissue having a small acoustic impedance.

【００４５】[0045]

【数２０】 ただし、ψ₀は設定範囲を与える定数である。(Equation 20) However, [psi ₀ is a constant that gives the set range.

【００４６】（６）位相演算に好適な自己相関演算の説
明 ところで、受信信号のサンプル周期をＴとしたとき、サ
ンプル点ｎにおける受信信号Ｒ（ｎＴ）及びサンプル点
ｎ＋１における受信信号Ｒ（（ｎ＋１）Ｔ）は、それぞ
れ以下のように表される。(6) Description of autocorrelation calculation suitable for phase calculation By the way, assuming that the sample period of a received signal is T, received signal R (nT) at sample point n and received signal R ((n + 1) at sample point n + 1 ) T) are represented as follows.

【００４７】[0047]

【数２１】 ただし、ａは振幅であり、φは位相である。この場合、
自己相関Ｃ（Ｒ）は以下のように定義される。(Equation 21) Where a is the amplitude and φ is the phase. in this case,
The autocorrelation C (R) is defined as follows.

【００４８】[0048]

【数２２】 従って、自己相関結果は、２つのサンプル点間の位相差
Δφ＝φ（（ｎ＋１）Ｔ）−φ（ｎＴ）を位相として有
する信号である。すなわち、自己相関の出力信号として
逐次的に位相差を表す信号を求めることができる。(Equation 22) Accordingly, the autocorrelation result is a signal having a phase difference Δφ = φ ((n + 1) T) −φ (nT) between two sample points. That is, a signal representing a phase difference can be sequentially obtained as an output signal of the autocorrelation.

【００４９】ちなみに、直交検波などによって変換され
た複素信号について、あるサンプル点での値をＲ１と
し、次のサンプル点での値をＲ２とし、その実数部及び
虚数部をそれぞれａ，ｂで表せば、For a complex signal converted by quadrature detection or the like, the value at a certain sample point is R1, the value at the next sample point is R2, and its real and imaginary parts are represented by a and b, respectively. If

【数２３】 となる。上述の自己相関の定義に従えば、(Equation 23) Becomes According to the definition of autocorrelation above,

【数２４】 であり、その計算をハードウエアなどで構成すれば自己
相関回路を実現できる。なお、Ｂモード画像と共にドプ
ラ画像が形成される超音波診断装置においては、位相演
算のための自己相関回路とドプラ演算のための自己相関
回路とを別々に設けるのが望ましい。ただし、１つの自
己相関回路を共用することも可能である。(Equation 24) If the calculation is implemented by hardware or the like, an autocorrelation circuit can be realized. In an ultrasonic diagnostic apparatus in which a Doppler image is formed together with a B-mode image, it is desirable to provide an autocorrelation circuit for phase operation and an autocorrelation circuit for Doppler operation separately. However, one autocorrelation circuit can be shared.

【００５０】[0050]

【発明の実施の形態】以下、本発明の好適な実施形態を
図面に基づいて説明する。DETAILED DESCRIPTION OF THE PREFERRED EMBODIMENTS Preferred embodiments of the present invention will be described below with reference to the drawings.

【００５１】図６には、本発明に係る超音波診断装置の
好適な実施形態が示されており、図６はその全体構成を
示すブロック図である。FIG. 6 shows a preferred embodiment of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the present invention, and FIG. 6 is a block diagram showing the overall configuration.

【００５２】図６において、探触子１０は、生体表面に
当接して用いられ、あるいは体腔内に挿入して用いられ
る超音波探触子であり、この探触子１０によって超音波
の送波及び受波が行われる。探触子１０には、送信器１
２が接続されており、また探触子１０には受信器１４が
接続されている。これらの送信器１２及び受信器１４に
よって送受信器１６が構成されている。送受信制御部１
８はこの送受信器１６の制御及び後述する直交検波器２
０に対する所定の参照信号の供給等を行っている。In FIG. 6, a probe 10 is an ultrasonic probe used in contact with the surface of a living body or inserted into a body cavity, and the probe 10 transmits ultrasonic waves. And reception. The probe 1 includes the transmitter 1
2 is connected, and a receiver 14 is connected to the probe 10. A transmitter / receiver 16 is configured by the transmitter 12 and the receiver 14. Transmission / reception control unit 1
Reference numeral 8 denotes a control of the transceiver 16 and a quadrature detector 2 described later.
A predetermined reference signal for 0 is supplied.

【００５３】探触子１０においては、超音波ビームが電
子的に走査される。その走査方式としては例えばセクタ
走査、リニア走査、コンベックス走査が挙げられる。も
ちろん、本発明は、いわゆるメカニカルスキャンが行わ
れる場合においても適用可能である。In the probe 10, an ultrasonic beam is electronically scanned. The scanning method includes, for example, sector scanning, linear scanning, and convex scanning. Of course, the present invention can be applied to a case where a so-called mechanical scan is performed.

【００５４】探触子１０から出力される受信信号は受信
器１４に入力され、この受信器１４において受信信号に
対する増幅や整相加算などの処理がなされる。受信器１
４から出力される受信信号は直交検波器２０に入力され
る。The received signal output from the probe 10 is input to a receiver 14, which performs processing such as amplification and phasing addition on the received signal. Receiver 1
4 is input to the quadrature detector 20.

【００５５】直交検波器２０は、２つのミキサ２２，２
４を含み、受信信号に対して互いに位相が９０度異なる
参照信号を混合することによって直交検波を行う回路で
ある。さらにミキサ２２，２４の後段にはベースバンド
領域の信号を取り出す２つの帯域制限フィルタ２６、２
８が設けられている。The quadrature detector 20 includes two mixers 22 and 2
4 is a circuit for performing quadrature detection by mixing reference signals having phases different from each other by 90 degrees with respect to the received signal. Further, two band limiting filters 26 and 2 for extracting a signal in a baseband region are provided after the mixers 22 and 24.
8 are provided.

【００５６】直交検波器２０によって直交検波が行われ
た結果、受信信号は実数部及び虚数部からなる複素信号
に変換される。帯域制限フィルタ２６，２８から出力さ
れる複素信号（実数部Ｉ，虚数部Ｑ）は位相演算器３０
に入力される。As a result of the quadrature detection performed by the quadrature detector 20, the received signal is converted into a complex signal having a real part and an imaginary part. The complex signals (real part I and imaginary part Q) output from the band limiting filters 26 and 28 are converted into phase calculators 30.
Is input to

【００５７】この位相演算器３０は複素信号に基づい
て、各サンプル点での位相を演算する回路である。図６
に示す実施形態では、位相演算器３０はｔａｎ^-1（Ｑ／
Ｉ）を演算する回路である。すなわち複素平面上におけ
る実数部成分と虚数部成分によって規定されるベクトル
がなす角度φを演算する回路である。この位相演算器３
０の出力として各サンプル点ごとに位相φが順次出力さ
れることになる。The phase calculator 30 is a circuit for calculating the phase at each sample point based on the complex signal. FIG.
In the embodiment shown in FIG. 2, the phase calculator 30 calculates the ^value of tan ^-1 (Q /
A circuit for calculating I). That is, it is a circuit that calculates an angle φ formed by a vector defined by a real part component and an imaginary part component on a complex plane. This phase calculator 3
As an output of 0, the phase φ is sequentially output for each sample point.

【００５８】位相差演算器３２は、図６に示す実施形態
において、遅延器３４と加算器（減算器）３６とで構成
されるものである。遅延器３４の入力には、位相演算器
３０から出力された位相φが入力されており、その遅延
器３４は１サンプルあるいは数サンプル分だけ位相デー
タを遅延させる。すなわち、加算器３６には、最新の位
相情報とそれよりも１サンプルあるいは数サンプル前の
位相情報とが入力されており、加算器３６はそれらの差
分を演算することによって、位相差Δφを演算してい
る。この位相差Δφは最新の位相についての位相差とし
てみなされる。この位相差演算器３２の作用が図７に概
念的に示されている。The phase difference calculator 32 comprises a delay unit 34 and an adder (subtractor) 36 in the embodiment shown in FIG. The phase φ output from the phase calculator 30 is input to the input of the delay unit 34, and the delay unit 34 delays the phase data by one sample or several samples. That is, the latest phase information and the phase information one sample or several samples earlier than the latest phase information are input to the adder 36, and the adder 36 calculates the difference between them, thereby calculating the phase difference Δφ. doing. This phase difference Δφ is regarded as a phase difference for the latest phase. The operation of the phase difference calculator 32 is conceptually shown in FIG.

【００５９】図７には、受信信号をサンプリングし更に
位相演算して得られた位相データ列と位相差データ列の
関係が示されている。FIG. 7 shows the relationship between the phase data sequence and the phase difference data sequence obtained by sampling the received signal and further calculating the phase.

【００６０】この図７に示すように、受信信号のサンプ
リング周期をＴとし、サンプル点ｎにおける位相をφ(n
T)とし、サンプル点ｎ＋ｋにおける位相をφ((n+k)T)と
すると、位相差Δφは、 Δφ＝φ(nT)−φ((n+k)T) で表される。ここで、ｋは１以上の整数であり、位相差
をとる２つのサンプル点の距離を規定する定数である。
そのｋと周期Ｔは、位相差検出の精度及び感度を制御す
るパラメータであり、それらをユーザーによって可変で
きるように構成してもよい。ｋ＝１の場合、同じ超音波
ビーム上の隣接する２つのサンプル点ごとに位相差が演
算される。As shown in FIG. 7, the sampling period of the received signal is T, and the phase at sample point n is φ (n
T) and the phase at the sample point n + k is φ ((n + k) T), the phase difference Δφ is represented by Δφ = φ (nT) −φ ((n + k) T). Here, k is an integer equal to or greater than 1, and is a constant that defines the distance between two sample points that take a phase difference.
The k and the cycle T are parameters for controlling the accuracy and sensitivity of the phase difference detection, and may be configured to be variable by the user. When k = 1, a phase difference is calculated for every two adjacent sample points on the same ultrasonic beam.

【００６１】ちなみに、図１６に示すように、後述する
組織境界検出などのために、上記と同様の差分演算によ
って、振幅データ列から振幅差データ列が生成される。
すなわち、サンプル点ｎにおける振幅をＡ(nT)とし、サ
ンプル点ｎ＋ｋにおける振幅をＡ((n+k)T)とすると、振
幅差ΔＡは、 ΔＡ＝Ａ(nT)−Ａ((n+k)T) と定義される。この演算が行われる場合、最新のサンプ
ル点ごとに上記の位相差Δφと振幅差ΔＡとが逐次演算
され、それらを利用して境界判定が行われる。By the way, as shown in FIG. 16, an amplitude difference data sequence is generated from the amplitude data sequence by a difference operation similar to the above for detecting a tissue boundary described later.
That is, if the amplitude at sample point n is A (nT) and the amplitude at sample point n + k is A ((n + k) T), the amplitude difference ΔA is ΔA = A (nT) −A ((n + k ) T). When this calculation is performed, the above-described phase difference Δφ and amplitude difference ΔA are sequentially calculated for each of the latest sample points, and the boundary determination is performed using these.

【００６２】図６に戻って、表示変換回路４０は、位相
差演算器３２から出力される位相差情報に対して所定の
表示処理を行う回路である。この表示変換回路４０にて
所定の処理を受けた位相差情報は表示装置４２に出力さ
れ、その表示装置４２において位相差に基づくＢモード
画像又はＭモード画像が表示されることになる。この場
合、例えば、それらの画像における各サンプル点の輝度
が位相差の大きさに相当する。Returning to FIG. 6, the display conversion circuit 40 is a circuit for performing a predetermined display process on the phase difference information output from the phase difference calculator 32. The phase difference information having undergone the predetermined processing in the display conversion circuit 40 is output to the display device 42, and the display device 42 displays a B-mode image or an M-mode image based on the phase difference. In this case, for example, the luminance of each sample point in those images corresponds to the magnitude of the phase difference.

【００６３】従来の超音波診断装置においては、単に信
号の振幅が輝度に対応付けられて超音波画像が構成され
ていたが、本実施形態の装置によれば位相差によって組
織の性状を表すことができる。よって、従来よりも組織
間における状態の差や境界を明瞭に表現できる。もちろ
ん、図６にはＢモード画像またはＭモード画像を表示す
る装置の構成例を示したが、その構成に更にドプラ画像
を表示する構成を組み合わせてもよい。In the conventional ultrasonic diagnostic apparatus, an ultrasonic image is simply formed by associating the amplitude of a signal with the luminance. However, according to the apparatus of the present embodiment, the property of a tissue is represented by a phase difference. Can be. Therefore, the state difference and the boundary between organizations can be expressed more clearly than before. Of course, FIG. 6 shows a configuration example of a device that displays a B-mode image or an M-mode image, but a configuration that displays a Doppler image may be combined with the configuration.

【００６４】図８には、他の実施形態に係る装置構成例
が示されている。なお、図６に示した実施形態の構成と
同様の構成には同一符号を付しその説明を省略する。FIG. 8 shows an example of a device configuration according to another embodiment. Note that the same components as those of the embodiment shown in FIG. 6 are denoted by the same reference numerals, and description thereof will be omitted.

【００６５】図８において、この実施形態では、位相差
演算回路として第１位相差演算器１３０と第２位相差演
算器１３２とが設けられている。ここで、第１位相差演
算器１３０は自己相関器で構成されている。この自己相
関器は注目するサンプル点の信号とそれに隣接するサン
プル点あるいは所定個前のサンプル点の信号との間にお
いて自己相関演算を実行することによって、注目するサ
ンプル点についての自己相関結果すなわち位相差を位相
とする複素信号を演算する回路である。この自己相関器
の出力として複素信号が出力されており、第２位相差演
算器１３２においてその実数部Ｉと虚数部Ｑに関し逆正
接を演算することによって位相差Δφが演算されてい
る。すなわち、自己相関演算により、２つのサンプル点
間での位相差が求められるが、その位相差は、実際には
自己相関器の出力信号の位相に相当する。よって、その
信号の位相を検出することによって、結果として、求め
るべき位相差が検出されている。In FIG. 8, in this embodiment, a first phase difference calculator 130 and a second phase difference calculator 132 are provided as phase difference calculation circuits. Here, the first phase difference calculator 130 is configured by an autocorrelator. The autocorrelator performs an autocorrelation operation between a signal of a sample point of interest and a signal of a sample point adjacent thereto or a sample point a predetermined number of times before, thereby obtaining an autocorrelation result, that is, a position of the sample point of interest. This is a circuit for calculating a complex signal having a phase difference as a phase. A complex signal is output as an output of the autocorrelator, and the second phase difference calculator 132 calculates the phase difference Δφ by calculating the arc tangent of the real part I and the imaginary part Q. That is, a phase difference between two sample points is obtained by the autocorrelation operation, and the phase difference actually corresponds to the phase of the output signal of the autocorrelator. Therefore, by detecting the phase of the signal, the phase difference to be obtained is detected as a result.

【００６６】図９には、自己相関器１３０Ａの具体例が
示されている。この自己相関器１３０Ａは上述した（Ｃ
４）式を実現する回路である。ここで、自己相関器１３
０Ａは２つの遅延器４４と４つの乗算器４６と２つの減
算器４８とを有するものである。この自己相関器１３０
Ａの出力として（Ｃ４）式に示した実数部成分に相当す
るＩと虚数部成分に相当するＱとが出力される。ちなみ
に、遅延器４４では所定のサンプル数分だけデータが遅
延されており、例えば隣接する２つのサンプル点間で自
己相関演算を行う場合、遅延器４４では１サンプル分だ
けデータの遅延が行われる。FIG. 9 shows a specific example of the autocorrelator 130A. This autocorrelator 130A is described above (C
4) A circuit for realizing the expression. Here, the autocorrelator 13
OA has two delay units 44, four multipliers 46, and two subtractors 48. This autocorrelator 130
As the output of A, I corresponding to the real part component and Q corresponding to the imaginary part component shown in equation (C4) are output. Incidentally, the data is delayed by a predetermined number of samples in the delay unit 44. For example, when an autocorrelation operation is performed between two adjacent sample points, the delay unit 44 delays the data by one sample.

【００６７】図１０には、図６及び図８に示した表示変
換回路４０の一例が示されている。この表示変換回路４
０は、輝度変換テーブル５０と色変換テーブル５２と２
つのテーブル５０，５２を切り換える切換器５４とで構
成されている。輝度変換テーブル５０は位相差Δφに対
して輝度値を割り当てるためのテーブルであり、色変換
テーブル５２は位相差Δφに対して所定の色を割り当て
るためのテーブルである。図１１には、輝度変換テーブ
ル５０の一例が示されており、この例ではΔφが１８０
度付近において輝度が最も高くなるように輝度関数が設
定されている。もちろん、図１１に示した以外の輝度関
数を利用することもできる。図１１に示す輝度関数によ
れば、特に位相が反転する部位、すなわち境界部位を高
輝度に表示することができ、境界を従来よりもより明瞭
に表現できるという利点がある。図１２には更に他の実
施形態の要部が示されている。この図１２に示される反
転抽出回路５４及び補間処理回路５６は、例えば図６及
び図８に示した位相差演算回路３２と表示変換回路４０
との間に設けられるものである。FIG. 10 shows an example of the display conversion circuit 40 shown in FIGS. This display conversion circuit 4
0 is the luminance conversion table 50 and the color conversion tables 52 and 2
And a switch 54 for switching between the two tables 50 and 52. The brightness conversion table 50 is a table for assigning a brightness value to the phase difference Δφ, and the color conversion table 52 is a table for assigning a predetermined color to the phase difference Δφ. FIG. 11 shows an example of the luminance conversion table 50. In this example, Δφ is 180
The brightness function is set so that the brightness is highest near the degree. Of course, a luminance function other than that shown in FIG. 11 can be used. According to the brightness function shown in FIG. 11, particularly, a portion where the phase is inverted, that is, a boundary portion can be displayed with high brightness, and there is an advantage that the boundary can be expressed more clearly than in the past. FIG. 12 shows a main part of still another embodiment. The inversion extraction circuit 54 and the interpolation processing circuit 56 shown in FIG. 12 are, for example, the phase difference calculation circuit 32 and the display conversion circuit 40 shown in FIGS.
Is provided between

【００６８】上述したように、音響インピーダンス密度
が大きな媒質から小さな媒質へ超音波が進行する場合、
その媒質の境界面における反射波の位相は１８０度反転
するということが知られている。従って、位相差がおよ
そ１８０度となる部分のみを抽出してそれを特に表現す
ることにより、少なくとも音響インピーダンス密度が大
きな媒質から小さな媒質へ移行する境界面の位置を推定
して画像表示することが可能となる。これを行うために
図１２に示される反転抽出回路５４が設けられている。
ちなみに、反転抽出後における画像内における繋がり性
を良好にするために補間処理を施しておくことが望まし
く、そのため補間処理回路５６が設けられている。As described above, when an ultrasonic wave travels from a medium having a large acoustic impedance density to a medium having a small acoustic impedance density,
It is known that the phase of the reflected wave at the boundary surface of the medium is inverted by 180 degrees. Therefore, by extracting only the portion where the phase difference is approximately 180 degrees and particularly expressing it, it is possible to estimate at least the position of the boundary surface where the acoustic impedance density transitions from a medium having a large acoustic impedance density to a medium having a small acoustic impedance density and display the image. It becomes possible. To do this, an inversion extraction circuit 54 shown in FIG. 12 is provided.
Incidentally, it is desirable to perform an interpolation process in order to improve the connectivity in the image after the inversion extraction, and therefore, an interpolation processing circuit 56 is provided.

【００６９】図１３には、図１２に示した反転抽出回路
５４における抽出特性（通過特性）が示されている。入
力される位相差Δφが所定のウインドφ₀内にある場合
に、反転抽出回路５４から１が出力され、そのウインド
φ₀以外にΔφがある場合には０が出力されている。ウ
インドφ₀は１８０度を中心とする所定幅の領域として
設定されており、この通過特性によって、上述したよう
に音響インピーダンス密度が大きな媒質から小さな媒質
へ移行する境界面に相当する信号を抽出することが可能
となる。ちなみに、ウインドの幅φ₀はユーザー設定可
能に構成してもよい。なお、反転抽出回路５４は結果と
して境界判定回路あるいは境界抽出回路として機能する
ものである。FIG. 13 shows an extraction characteristic (pass characteristic) in the inversion extraction circuit 54 shown in FIG. When the input phase difference Δφ is within the predetermined window φ ₀ , 1 is output from the inversion extraction circuit 54, and when Δφ is present other than the window φ ₀ , 0 is output. The window φ ₀ is set as a region having a predetermined width centered at 180 degrees, and a signal corresponding to a boundary surface where a medium transitions from a medium having a large acoustic impedance density to a medium having a small acoustic impedance density is extracted by the passage characteristic as described above. It becomes possible. Incidentally, the width φ ₀ of the window may be configured to be user-settable. The inversion extraction circuit 54 functions as a boundary determination circuit or a boundary extraction circuit as a result.

【００７０】図１４には、更に他の実施形態の要部構成
が示されている。なお、図６及び図８に示した構成と同
様の構成には同一符号を付しその説明を省略する。FIG. 14 shows a configuration of a main part of still another embodiment. The same components as those shown in FIGS. 6 and 8 are denoted by the same reference numerals, and description thereof will be omitted.

【００７１】図１４において、直交検波後の複素信号
（実数部信号，虚数部信号）は、位相演算器３０に入力
されるとともに、振幅演算器５８にも入力されている。
この振幅演算器５８はＩ²＋Ｑ²の平方根を演算すること
によって、複素信号に基づいて振幅を演算する回路であ
る。In FIG. 14, the complex signals (real number signal and imaginary number signal) after quadrature detection are input to the phase calculator 30 and also to the amplitude calculator 58.
This amplitude calculator 58 is a circuit that calculates the amplitude based on the complex signal by calculating the square root of I ² + Q ² .

【００７２】位相差演算器３２から出力される位相差は
色変換テーブル６０に入力され、各位相差の大きさに所
定の色が割り当てられる。また、振幅演算器５８から出
力される振幅値は輝度変換テーブル６２に入力され、振
幅値の大きさに対して所定の輝度が割り当てられる。こ
れらの色変換テーブル６０及び輝度変換テーブル６２は
図６及び図８に示した表示変換回路４０に相当するもの
である。The phase difference output from the phase difference calculator 32 is input to the color conversion table 60, and a predetermined color is assigned to the magnitude of each phase difference. The amplitude value output from the amplitude calculator 58 is input to the brightness conversion table 62, and a predetermined brightness is assigned to the magnitude of the amplitude value. These color conversion table 60 and luminance conversion table 62 correspond to the display conversion circuit 40 shown in FIGS.

【００７３】色変換テーブル６０は上述の作用から明ら
かなように色によって位相差を表した位相差画像を構成
するものであり、一方、輝度変換テーブル６２は輝度に
よって振幅値を表した振幅画像を構成するものである。
画像合成器６４では、それらの２つの超音波画像を合成
する。その合成された合成画像が表示装置４２に表示さ
れることになる。The color conversion table 60 constitutes a phase difference image in which the phase difference is represented by the color, as is apparent from the above-described operation. On the other hand, the luminance conversion table 62 converts the amplitude image in which the amplitude value is represented by the luminance. Make up.
The image synthesizer 64 synthesizes the two ultrasonic images. The synthesized image is displayed on the display device 42.

【００７４】したがって、図１４に示す実施形態によれ
ば、位相差の情報とともに従来同様に振幅値の情報も表
現でき、更にそれらを色及び輝度によって区別すること
が可能であるので、より有益な診断情報を提供できると
いう利点がある。ちなみに、画像合成器６４における画
像合成の概念には単なる画像の重ね合わせの他、一方に
対して他方に従って変調を施す画像処理などの各種の処
理が含まれる。Therefore, according to the embodiment shown in FIG. 14, it is possible to express not only the information of the phase difference but also the information of the amplitude value in the same manner as in the related art, and it is possible to distinguish them by the color and the luminance. There is an advantage that diagnostic information can be provided. Incidentally, the concept of image synthesis in the image synthesizer 64 includes various processes such as image processing for modulating one image according to the other in addition to mere image superposition.

【００７５】図１５には更に他の実施形態の要部が示さ
れている。なお、他の実施形態における構成と同様の構
成には同一符号を付しその説明を省略する。FIG. 15 shows a main part of still another embodiment. The same components as those in the other embodiments are denoted by the same reference numerals, and description thereof will be omitted.

【００７６】直交検波器２０から出力される複素信号
は、位相演算器３０及び振幅演算器５８に入力されてい
る。位相演算器３０によって演算された位相に基づいて
位相差演算器３２において位相差が演算されており、こ
の位相差は境界抽出回路６６に入力されている。The complex signal output from the quadrature detector 20 is input to the phase calculator 30 and the amplitude calculator 58. The phase difference is calculated by the phase difference calculator 32 based on the phase calculated by the phase calculator 30, and the phase difference is input to the boundary extraction circuit 66.

【００７７】一方、振幅演算器５８において演算された
振幅値は振幅差演算器６８及び輝度変換テーブル７０に
入力されている。振幅差演算器６８では図１６に示すよ
うに、隣接するあるいは所定個おきの振幅値の差分を演
算することによって各サンプル点ごとに振幅差を演算す
る回路である。その振幅差は境界抽出回路６６に入力さ
れている。On the other hand, the amplitude value calculated by the amplitude calculator 58 is input to the amplitude difference calculator 68 and the luminance conversion table 70. As shown in FIG. 16, the amplitude difference calculator 68 is a circuit that calculates a difference between adjacent or predetermined amplitude values to calculate an amplitude difference for each sample point. The amplitude difference is input to the boundary extraction circuit 66.

【００７８】図１７には、振幅差演算器６８の具体的な
構成例が示されており、この例では振幅差演算器６８は
遅延器６７と差分演算器６９とで構成されている。遅延
器６７では１サンプル分あるいは複数のサンプル分だけ
振幅値のデータが遅延しており、それと最新の振幅値と
の差分を差分演算器６９で演算することにより、振幅差
ΔＡが求められている。FIG. 17 shows a specific example of the configuration of the amplitude difference calculator 68. In this example, the amplitude difference calculator 68 includes a delay device 67 and a difference calculator 69. In the delay unit 67, the data of the amplitude value is delayed by one sample or a plurality of samples, and the difference between the data and the latest amplitude value is calculated by the difference calculator 69, thereby obtaining the amplitude difference ΔA. .

【００７９】図１５に戻って、境界抽出回路６６には、
上述したように位相差及び振幅差の２つの情報が入力さ
れる。境界抽出回路６６はそれらの情報に基づいて境界
の判定を行っている。Returning to FIG. 15, the boundary extraction circuit 66
As described above, two pieces of information of the phase difference and the amplitude difference are input. The boundary extraction circuit 66 determines a boundary based on the information.

【００８０】すなわち、異なる媒質の境界面では受信信
号の振幅及び位相のうちで少なくとも一方が不連続にな
ることが予想され、それらの変化の大きいところを不連
続点として決定することにより、組織境界を判定するも
のである。例えば、振幅の変化が大きくかつ位相差が１
８０度付近で変化するような場合、境界抽出回路６６は
境界を判定する。境界抽出回路６６から出力される判定
信号は補間処理回路５６に入力され、補間演算がなされ
た後、色変換テーブル７２に入力される。色変換テーブ
ル７２では、補間処理後の判定信号に対して所定の色変
換を施すテーブルである。その一方、輝度変換テーブル
７０では振幅演算器５８から出力された振幅に対して輝
度変換が行われる。これらの色変換テーブル７２及び輝
度変換テーブル７０は図６に示した表示変換回路４０に
相当する回路である。画像合成器６４では、色変換テー
ブル７２及び輝度変換テーブル７０から出力された色情
報及び輝度情報を合成することにより合成画像を形成す
る回路である。表示装置４２にはその合成画像が表示さ
れる。That is, it is expected that at least one of the amplitude and the phase of the received signal will be discontinuous at the boundary surface between different media, and by determining a portion where these changes are large as a discontinuity point, the tissue boundary is determined. Is determined. For example, when the change in amplitude is large and the phase difference is 1
If the angle changes around 80 degrees, the boundary extraction circuit 66 determines the boundary. The determination signal output from the boundary extraction circuit 66 is input to the interpolation processing circuit 56, and after being subjected to interpolation calculation, is input to the color conversion table 72. The color conversion table 72 is a table for performing a predetermined color conversion on the determination signal after the interpolation processing. On the other hand, in the brightness conversion table 70, brightness conversion is performed on the amplitude output from the amplitude calculator 58. These color conversion table 72 and luminance conversion table 70 are circuits corresponding to the display conversion circuit 40 shown in FIG. The image synthesizer 64 is a circuit that forms a synthesized image by synthesizing the color information and the luminance information output from the color conversion table 72 and the luminance conversion table 70. The display 42 displays the composite image.

【００８１】したがって、図１５に示す実施形態によれ
ば、位相差及び振幅差という２つの情報に基づいて的確
に境界を抽出し、境界のみを特に明瞭に表した超音波画
像を表示できる。しかも、その境界を表した画像を従来
同様の振幅値を表した超音波画像上に表現できるので、
周囲組織との関係において境界を明確に認識することが
可能となる。Therefore, according to the embodiment shown in FIG. 15, it is possible to accurately extract a boundary based on two pieces of information, that is, a phase difference and an amplitude difference, and to display an ultrasonic image in which only the boundary is particularly clearly displayed. Moreover, since the image representing the boundary can be represented on the ultrasonic image representing the same amplitude value as the conventional one,
The boundary can be clearly recognized in relation to the surrounding tissue.

【００８２】図１８には、境界抽出回路６６の具体的な
構成例が示されている。境界抽出回路６６は、位相変化
判定ＬＵＴ（ルックアップテーブル）７４と振幅変化判
定ＬＵＴ７６と加算器７８とで構成されるものである。
位相変化判定ＬＵＴ７４では、入力される位相差Δφが
Δφ’に変換される。これと同様に、振幅変化判定ＬＵ
Ｔ７６では入力される振幅差ΔＡがΔＡ’に変換され
る。加算器７８ではそれらのΔφ’及びΔＡ’の加算値
として判定結果を出力している。FIG. 18 shows a specific example of the configuration of the boundary extraction circuit 66. The boundary extraction circuit 66 includes a phase change determination LUT (look-up table) 74, an amplitude change determination LUT 76, and an adder 78.
In the phase change determination LUT 74, the input phase difference Δφ is converted into Δφ ′. Similarly, the amplitude change determination LU
At T76, the input amplitude difference ΔA is converted into ΔA ′. The adder 78 outputs a determination result as an added value of Δφ ′ and ΔA ′.

【００８３】図１９及び図２０には、位相変化判定ＬＵ
Ｔ７４及び振幅変化判定ＬＵＴ７６の具体例が示されて
いる。また図２１及び図２２にも位相変化判定ＬＵＴ７
４及び振幅変化判定ＬＵＴ７６の具体例が示されてい
る。これらのＬＵＴによれば、境界である確率が高い場
合により重み付けが行われた値を出力でき、結果として
境界判定精度を高めることができる。FIGS. 19 and 20 show the phase change determination LU.
Specific examples of T74 and the amplitude change determination LUT 76 are shown. 21 and 22 also show the phase change determination LUT7.
4 and a specific example of the amplitude change determination LUT 76 are shown. According to these LUTs, a weighted value can be output when the probability of the boundary is high, and as a result, the boundary determination accuracy can be improved.

【００８４】連続的な重み付けを行う場合、図１９及び
図２０に示すようなＬＵＴが利用され、二値的な判定を
行う場合には図２１及び図２２に示すようなＬＵＴが利
用される。これらのＬＵＴは一例であって他の関数を利
用することもできる。When performing continuous weighting, an LUT as shown in FIGS. 19 and 20 is used, and when performing a binary decision, an LUT as shown in FIGS. 21 and 22 is used. These LUTs are merely examples, and other functions can be used.

【００８５】いずれにしても、境界抽出に当たって位相
差及び振幅差という２つの情報を参照することにより、
よりその境界抽出精度を高めることができる。In any case, by referring to the two information of the phase difference and the amplitude difference in extracting the boundary,
The boundary extraction accuracy can be further improved.

【００８６】[0086]

【発明の効果】以上説明したように、本発明によれば、
組織の性状を超音波の位相の観点から把握できる超音波
画像を形成できる。したがって、疾病診断精度をより高
めることができるという効果がある。As described above, according to the present invention,
It is possible to form an ultrasonic image in which the properties of the tissue can be grasped from the viewpoint of the phase of the ultrasonic wave. Therefore, there is an effect that the disease diagnosis accuracy can be further improved.

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

【図１】 反射係数を表す計算式における分子と分母の
関係を示す説明図である。FIG. 1 is an explanatory diagram showing a relationship between a numerator and a denominator in a calculation expression representing a reflection coefficient.

【図２】 反射係数の計算値を表す説明図である。FIG. 2 is an explanatory diagram showing a calculated value of a reflection coefficient.

【図３】 反射係数の計算値を表す説明図である。FIG. 3 is an explanatory diagram showing a calculated value of a reflection coefficient.

【図４】 振幅特性の計算値を表す説明図である。FIG. 4 is an explanatory diagram showing calculated values of amplitude characteristics.

【図５】 位相特性の計算値を表す説明図である。FIG. 5 is an explanatory diagram showing calculated values of phase characteristics.

【図６】 本発明に係る超音波診断装置の実施形態を示
すブロック図である。FIG. 6 is a block diagram showing an embodiment of an ultrasonic diagnostic apparatus according to the present invention.

【図７】 位相データ列と位相差データ列の関係を示す
図である。FIG. 7 is a diagram illustrating a relationship between a phase data sequence and a phase difference data sequence.

【図８】 本発明に係る超音波診断装置の他の実施形態
を示すブロック図である。FIG. 8 is a block diagram showing another embodiment of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the present invention.

【図９】 自己相関器の具体的な構成例を示す図であ
る。FIG. 9 is a diagram illustrating a specific configuration example of an autocorrelator.

【図１０】 表示変換回路の具体的な構成例を示す図で
ある。FIG. 10 is a diagram illustrating a specific configuration example of a display conversion circuit.

【図１１】 輝度変換テーブルの一例を示す図である。FIG. 11 is a diagram illustrating an example of a luminance conversion table.

【図１２】 本発明に係る他の実施形態の要部構成を示
すブロック図である。FIG. 12 is a block diagram showing a configuration of a main part of another embodiment according to the present invention.

【図１３】 反転抽出回路における通過特性を示す図で
ある。FIG. 13 is a diagram illustrating pass characteristics in the inversion extraction circuit.

【図１４】 本発明に係る超音波診断装置の更に他の実
施形態を示すブロック図である。FIG. 14 is a block diagram showing still another embodiment of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the present invention.

【図１５】 本発明に係る超音波診断装置の更に他の実
施形態を示すブロック図である。FIG. 15 is a block diagram showing still another embodiment of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the present invention.

【図１６】 振幅データ列と振幅差データ列の関係を示
す図である。FIG. 16 is a diagram illustrating a relationship between an amplitude data sequence and an amplitude difference data sequence.

【図１７】 振幅差演算器の具体的な構成例を示す図で
ある。FIG. 17 is a diagram illustrating a specific configuration example of an amplitude difference calculator.

【図１８】 境界抽出回路の具体的な構成例を示す図で
ある。FIG. 18 is a diagram illustrating a specific configuration example of a boundary extraction circuit.

【図１９】 位相変化判定ＬＵＴの一例を示す図であ
る。FIG. 19 is a diagram illustrating an example of a phase change determination LUT.

【図２０】 振幅変化判定ＬＵＴの一例を示す図であ
る。FIG. 20 is a diagram illustrating an example of an amplitude change determination LUT.

【図２１】 位相変化判定ＬＵＴの一例を示す図であ
る。FIG. 21 is a diagram illustrating an example of a phase change determination LUT.

【図２２】 振幅変化判定ＬＵＴの一例を示す図であ
る。FIG. 22 is a diagram illustrating an example of an amplitude change determination LUT.

【符号の説明】[Explanation of symbols]

１０ 探触子、１２ 送信器、１４ 受信器、１６ 送
受信器、１８ 送受信制御部、２０ 直交検波器、２
２，２４ ミキサ、２６，２８ 帯域制御フィルタ、３
０ 位相演算器、３２ 位相差演算器、３４ 遅延器、
３６ 加算器、４０ 表示変換回路、４２ 表示装置。DESCRIPTION OF SYMBOLS 10 probe, 12 transmitter, 14 receiver, 16 transceiver, 18 transmission / reception control part, 20 quadrature detector, 2
2,24 mixer, 26,28 band control filter, 3
0 phase calculator, 32 phase difference calculator, 34 delayer,
36 adder, 40 display conversion circuit, 42 display device.

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 藤木 俊昭 東京都三鷹市牟礼６丁目22番１号 アロカ 株式会社内 ────────────────────────────────────────────────── ─── Continuation of the front page (72) Inventor Toshiaki Fujiki 6-22-1, Mure, Mitaka-shi, Tokyo Aloka Co., Ltd.

Claims (8)

【特許請求の範囲】[Claims] 【請求項１】 超音波の送受波により得られた受信信号
を複素信号に変換する複素信号変換手段と、 前記複素信号から超音波ビーム上の各サンプル点の位相
を演算し、 サンプル点間での位相比較により位相差を求める位相差
演算手段と、 を含み、 前記位相差に基づいて、生体組織の性状を表した超音波
画像を表示することを特徴とする超音波診断装置。1. A complex signal converting means for converting a received signal obtained by transmitting and receiving an ultrasonic wave into a complex signal, calculating a phase of each sample point on the ultrasonic beam from the complex signal, and An ultrasonic diagnostic apparatus comprising: a phase difference calculating unit that obtains a phase difference by a phase comparison of: displaying an ultrasonic image representing a property of a living tissue based on the phase difference. 【請求項２】 請求項１記載の装置において、 前記位相差演算手段は、同じ超音波ビーム上の２つのサ
ンプル点間で位相の差を演算することを特徴とする超音
波診断装置。2. An ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1, wherein said phase difference calculating means calculates a phase difference between two sample points on the same ultrasonic beam. 【請求項３】 請求項１記載の装置において、 前記位相差演算手段は、 同じ超音波ビーム上の２つのサンプル点間で前記複素信
号の自己相関を演算する自己相関回路と、 前記自己相関回路から出力される実数成分及び虚数成分
に基づいて偏角を演算する偏角演算回路と、 で構成されることを特徴とする超音波診断装置。3. The apparatus according to claim 1, wherein the phase difference calculating means calculates an autocorrelation of the complex signal between two sample points on the same ultrasonic beam, and the autocorrelation circuit. And an argument calculating circuit for calculating an argument based on a real component and an imaginary component output from the ultrasonic diagnostic device. 【請求項４】 請求項１記載の装置において、 前記位相差に基づいて組織境界を検出する境界検出手段
を含むことを特徴とする超音波診断装置。4. The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1, further comprising a boundary detecting unit that detects a tissue boundary based on the phase difference. 【請求項５】 請求項４記載の装置において、 前記複素信号から振幅を演算する振幅演算手段と、 同じ超音波ビーム上の２つのサンプル点間で振幅の差を
演算する振幅差演算手段と、 を含み、 前記境界検出手段は、前記位相差及び前記振幅差に基づ
いて境界を検出することを特徴とする超音波診断装置。5. The apparatus according to claim 4, wherein: an amplitude calculating means for calculating an amplitude from the complex signal; an amplitude difference calculating means for calculating a difference in amplitude between two sample points on the same ultrasonic beam; An ultrasonic diagnostic apparatus, wherein the boundary detecting means detects a boundary based on the phase difference and the amplitude difference. 【請求項６】 請求項１記載の装置において、 前記位相差が１８０度付近になる反転ポイントを抽出す
る反転抽出手段と、 前記反転ポイントを画像化する画像化手段と、 を含むことを特徴とする超音波診断装置。6. The apparatus according to claim 1, further comprising: inversion extracting means for extracting an inversion point at which the phase difference is around 180 degrees; and imaging means for imaging the inversion point. Ultrasonic diagnostic equipment. 【請求項７】 超音波の送受波により得られた受信信号
を複素信号に変換する複素信号変換手段と、 前記複素信号に基づいて、超音波ビーム上のサンプル点
の中で位相が反転する反転ポイントを求める反転検出手
段と、 前記反転ポイントを画像化する画像化手段と、 を含むことを特徴とする超音波診断装置。7. A complex signal conversion means for converting a reception signal obtained by transmission and reception of an ultrasonic wave into a complex signal, and an inversion in which a phase is inverted among sample points on the ultrasonic beam based on the complex signal. An ultrasonic diagnostic apparatus comprising: inversion detecting means for obtaining a point; and imaging means for imaging the inversion point. 【請求項８】 請求項１又は７記載の装置において、 前記複素信号から振幅を演算する振幅演算手段と、 前記位相差を表した画像又は前記反転ポイントを表した
画像と前記振幅を表した画像とを合成する画像合成手段
と、 を含むことを特徴とする超音波診断装置。8. The apparatus according to claim 1, wherein an amplitude calculating means for calculating an amplitude from the complex signal, an image representing the phase difference or an image representing the inversion point and an image representing the amplitude. And an image synthesizing means for synthesizing the following.