超音波探触子の振動子アレイから、被検体に超音波を送信すると共に、被検体からの超音波エコーを受信した前記振動子アレイが出力する受信信号に基づいて超音波画像を生成する超音波診断装置において、撮像領域内に複数の格子点を設定する格子点設定部と、前記格子点設定部が設定した前記格子点に収束する光を照射し、局所的に熱を与える光照射手段と、前記光照射手段が前記被検体内に光を照射することによって発生する超音波を、前記振動子アレイで受信して出力される受信信号に基づいて、歪量算出用超音波画像を生成する歪量算出用画像生成手段と、前記歪量算出用超音波画像上での前記格子点の位置を検出する格子点検出手段と、前記光照射手段が光を照射した前記格子点の絶対座標と、前記歪量算出用超音波画像上で検出される前記格子点の位置との差を歪量として算出する歪量算出手段とを有することを特徴とする超音波診断装置。前記光照射手段が前記被検体内に光を照射する際に、前記振動子アレイが前記被検体に超音波を送信して、前記振動子アレイが、前記光照射手段が前記被検体内に光を照射することによって発生する超音波を受信すると共に、前記振動子アレイが前記被検体に超音波を送信することによって発生する超音波エコーを受信して、受信信号を出力し、前記歪量算出用画像生成手段が、前記振動子アレイから出力される受信信号に基づいて、前記歪量算出用超音波画像を生成する請求項1に記載の超音波診断装置。前記歪量算出手段が算出した前記歪量を用いて、前記超音波画像を補正する画像補正手段を有する請求項1または2に記載の超音波診断装置。前記光照射手段が、前記超音波探触子に設けられている請求項1~3のいずれかに記載の超音波診断装置。前記被検体内における音速マップを生成する音速マップ生成手段を有し、前記音速マップ生成手段は、前記歪量算出手段が算出した前記歪量を用いて、音速マップを生成するための前記受信信号を補正して、前記音速マップを生成する請求項1または2に記載の超音波診断装置。超音波画像を生成する画像生成手段が、前記音速マップ生成手段が生成した音速マップを用いて、前記超音波画像を生成する請求項5に記載の超音波診断装置。前記音速マップ生成手段が生成した音速マップを、前記画像生成手段が生成した超音波画像に重畳して表示する請求項6に記載の超音波診断装置。前記光照射手段が、複数の光源を有する光源アレイと、前記光源アレイの各光源に対応する複数のマイクロレンズを備えるマイクロレンズアレイとを有する請求項1~7のいずれかに記載の超音波診断装置。特許文献1および特許文献2に記載の超音波診断装置では、超音波プローブから被検体内に向けて超音波ビームを送受信することで、生体内における局所音速値を求めることができ、例えばBモード画像に局所音速値の情報を重畳させて表示することが可能となる。しかしながら、局所音速値を求めるために、設定した格子点や領域に向けて、超音波ビームを送信する場合には、正確な音速が不明であるため、設定した格子点や領域とはずれた位置に超音波ビームが送信されてしまう。そのため、正確に局所音速値を求めることは不可能であった。本発明の目的は、生体内の正確な音速値を求めることができ、これにより、高精度な超音波画像を撮像することができ、被検体内の診断部位をより精度良く診断することができる超音波診断装置を提供することにある。また、本発明の別の目的は、生体内の正確な音速値を求めることにより、組織性状判断、例えば、肝硬変や脂肪肝の進行度を簡易に計測することができる超音波診断装置を提供することにある。前記目的を達成するために、本発明は、超音波探触子の振動子アレイから、被検体に超音波を送信すると共に、被検体からの超音波エコーを受信した前記振動子アレイが出力する受信信号に基づいて超音波画像を生成する超音波診断装置において、撮像領域内に複数の格子点を設定する格子点設定部と、前記格子点設定部が設定した前記格子点に収束する光を照射し、局所的に熱を与える光照射手段と、前記光照射手段が前記被検体内に光を照射することによって発生する超音波を、前記振動子アレイで受信して出力される受信信号に基づいて、歪量算出用超音波画像を生成する歪量算出用画像生成手段と、前記歪量算出用超音波画像上での前記格子点の位置を検出する格子点検出手段と、前記光照射手段が光を照射した前記格子点の絶対座標と、前記歪量算出用超音波画像上で検出される前記格子点の位置との差を歪量として算出する歪量算出手段とを有することを特徴とする超音波診断装置を提供する。ここで、前記光照射手段が前記被検体内に光を照射する際に、前記振動子アレイが前記被検体に超音波を送信して、前記振動子アレイが、前記光照射手段が前記被検体内に光を照射することによって発生する超音波を受信すると共に、前記振動子アレイが前記被検体に超音波を送信することによって発生する超音波エコーを受信して、受信信号を出力し、前記歪量算出用画像生成手段が、前記振動子アレイから出力される受信信号に基づいて、前記歪量算出用超音波画像を生成することが好ましい。また、前記歪量算出手段が算出した前記歪量を用いて、前記超音波画像を補正する画像補正手段を有することが好ましい。また、前記光照射手段が、前記超音波探触子に設けられていることが好ましい。また、前記被検体内における音速マップを生成する音速マップ生成手段を有し、前記音速マップ生成手段は、前記歪量算出手段が算出した前記歪量を用いて、音速マップを生成するための前記受信信号を補正して、前記音速マップを生成することが好ましい。また、超音波画像を生成する画像生成手段が、前記音速マップ生成手段が生成した音速マップを用いて、前記超音波画像を生成することが好ましい。また、前記音速マップ生成手段が生成した音速マップを、前記画像生成手段が生成した超音波画像に重畳して表示することが好ましい。また、前記光照射手段が、複数の光源を有する光源アレイと、前記光源アレイの各光源に対応する複数のマイクロレンズを備えるマイクロレンズアレイとを有することが好ましい。上記構成を有する本発明の超音波診断装置によれば、撮像領域内に複数の格子点を設定する格子点設定部と、格子点設定部が設定した格子点に収束する光を照射し、局所的に熱を与える光照射手段と、光照射手段が被検体内に光を照射することによって発生する超音波を、振動子アレイで受信して出力される受信信号に基づいて、歪量算出用超音波画像を生成する歪量算出用画像生成手段と、歪量算出用超音波画像上での格子点の位置を検出する格子点検出手段と、光照射手段が光を照射した格子点の絶対座標と、歪量算出用超音波画像上で検出される格子点の位置との差を歪量として算出する歪量算出手段とを有するので、高精度な超音波画像を撮像することができ、被検体内の診断部位をより精度よく診断することができる。また、生体内の正確な音速値を求めることができ、生体内の正確な音速値を求めることにより、組織性状判断、例えば、肝硬変や脂肪肝の進行度を簡易に計測することができる。以下、本発明の超音波診断装置について、添付の図面に示される好適実施例を基に、詳細に説明する。図1は、本発明の超音波診断装置の一例の構成を概念的に示すブロック図である。超音波診断装置10は、超音波プローブ12と、超音波プローブ12に接続される送信回路14および受信回路16と、画像生成手段18と、歪量算出手段20と、シネメモリ22と、音速マップ生成手段24と、光源制御部30と、表示制御部32と、表示部34と、制御部36と、操作部38と、格納部40とを有する。なお、図示例の超音波診断装置10は、超音波画像の撮像と音速マップの生成を行なう構成を有すると共に、歪量算出用超音波画像を撮像して、超音波画像の歪量を算出し、この歪量を用いて超音波画像および音速マップを補正する構成を有するものである。超音波プローブ12は、通常の超音波診断装置に用いられる振動子アレイ42を有すると共に、超音波画像の歪量を算出する際に用いる光照射手段44を有する。振動子アレイ42は、1次元又は2次元に配列された複数の超音波トランスデューサを有している。これらの超音波トランスデューサは、超音波画像および歪量算出用超音波画像の撮像の際に、それぞれ送信回路14から供給される駆動信号に従って超音波ビームを送信すると共に、光照射手段が光を照射することにより発生する超音波と、被検体からの超音波エコーとを受信して受信信号を出力する。なお、歪量算出用超音波画像を撮像する際に、振動子アレイ42、送信回路14、受信回路16および画像生成手段が行なう処理は、通常の超音波画像の撮像と同様であるので、以下の説明では、歪量算出用超音波画像と超音波画像とを区別する必要がない場合には、基本的に、超音波画像の撮像について詳述する。各超音波トランスデューサは、例えば、PZTチタン酸ジルコン酸鉛に代表される圧電セラミックや、PVDFポリフッ化ビニリデンに代表される高分子圧電素子、PMN-PTマグネシウムニオブ酸チタン酸鉛固溶体に代表される圧電単結晶等からなる圧電体の両端に電極を形成した振動子によって構成される。そのような振動子の電極に、パルス状又は連続波の電圧を印加すると、圧電体が伸縮し、それぞれの振動子からパルス状又は連続波の超音波が発生して、それらの超音波の合成により超音波ビームが形成される。また、それぞれの振動子は、伝搬する超音波を受信することにより伸縮して電気信号を発生し、それらの電気信号は、超音波の受信信号として出力される。光照射手段44は、歪量算出用超音波画像を撮像する際に、光源制御部30の制御に従って、振動子アレイ42と連動して、被検体内の所定の位置で焦点を結ぶ光を照射するものである。光照射手段44については、後に詳述する。送信回路14は、例えば、複数のパルサを含んでおり、制御部36からの制御信号に応じて選択された送信遅延パターンに基づいて、振動子アレイ42の複数の超音波トランスデューサから送信される超音波が超音波ビームを形成するようにそれぞれの駆動信号の遅延量を調節して複数の超音波トランスデューサに供給する。受信回路16は、振動子アレイ42の各超音波トランスデューサから送信される受信信号を増幅してA/D変換した後、制御部36からの制御信号に応じて選択された受信遅延パターンに基づいて設定される音速または音速の分布に従い、各受信信号にそれぞれの遅延を与えて加算することにより、受信フォーカス処理を行う。この受信フォーカス処理により、超音波エコーの焦点が絞り込まれた受信データ音線信号が生成される。受信回路16は、受信データを画像生成手段18、音速マップ生成手段24のデータ補正部60、および、シネメモリ22に供給する。画像生成手段18は、受信回路16から供給された受信データから超音波画像歪量算出用超音波画像を生成するものである。画像生成手段18は、信号処理部46、DSC48、画像処理部50、および、画像メモリ52を有する。信号処理部46は、受信回路16で生成された受信データに対し、後述する音速マップ生成手段24の音速マップ記憶部64に記憶されている音速マップを利用して、超音波の反射位置の深度に応じて距離による減衰の補正を施した後、包絡線検波処理を施すことにより、被検体内の組織に関する断層画像情報であるBモード画像信号を生成する。DSCdigitalscanconverter48は、信号処理部46で生成されたBモード画像信号を通常のテレビジョン信号の走査方式に従う画像信号に変換ラスター変換する。画像処理部50は、DSC48から入力されるBモード画像信号に階調処理等の各種の必要な画像処理を施した後、通常の超音波画像の場合には、Bモード画像信号を表示制御部32に出力する、あるいは画像メモリ52に格納する。また、歪量算出用超音波画像の場合には、Bモード画像信号を格子点検出部56に供給する。超音波プローブ12の光照射手段44は、振動子アレイ42に隣接して配置され、振動子アレイ42が超音波の送受信を行なう領域スキャン面において、所定の位置で焦点を結ぶ光を照射するものである。具体的には、光照射手段44は、光源制御部30の制御に従って、後述する格子点記憶部54から読み出された格子点の位置に収束する光を照射する。図2に、設定された格子点Pおよびスキャン面Mと、このスキャン面Mに対応して光照射手段44を便宜的に示した模式図を示す。図示例においては、光照射手段44は、光源44aと、レンズ44bとを有し、光源44aが照射した光をレンズ44bで収束させることによって、格子点Pの位置で焦点を結ぶ光を照射する。なお、図2において、5行5列の格子点Pが設定されており、i行j列の格子点をPijと表示する。光照射手段44は、図示しない移動手段によって移動されて、各格子点Pijの位置に光を照射する。光照射手段44が、被検体内に光を照射して、熱を与えることによって、光を照射された部位は、その熱により体積膨張を起こし、超音波を発生する。歪量算出用超音波画像を撮像する場合には、制御部36からの指示により、振動子アレイ42が、超音波ビームを被検体内に送信すると共に、光照射手段44が被検体内に光を照射することにより、振動子アレイ42が、振動子アレイ42の超音波ビームに基づく超音波エコーを受信すると共に、光照射手段44の光の照射による超音波を受信し、受信信号を出力する。この受信信号から歪量算出用超音波画像が生成される。図3に歪量算出用超音波画像と格子点Pijとを模式的に示す。光照射手段44によって、格子点Pijの位置に光を照射することにより、図3に示すように、歪量算出用超音波画像において、光を照射された位置が輝点Sとして輝度が高く表示される。なお、図3では、5行5列の格子点Pijに対応する、5行5列の輝点Sijが示されている。ここで、生体内の音速は、部位によってばらつきがあるのに対して、生体内での光の速度は、ほぼ一定であるので、光照射手段44によって、格子点Pijの位置に光を照射することによって、正確に格子点Pijの位置に光を照射することができる。なお、図示例においては、光照射手段は、1つの光源44aと1つのレンズ44bとを有し、光源44aとレンズ44bとを移動させることによって、光の照射位置を変更する構成としたが、本発明はこれに限定はされず、例えば、図4に示す光照射手段80のように、複数の光源82a、82b、82c、からなる光源アレイ82と、この光源アレイ82に対応する複数のマイクロレンズ84a、84b、84c、からなるマイクロレンズアレイ84とを有し、複数の光源の、それぞれの光の照射タイミングをずらすことによって、所定の位置に光を収束させる構成としてもよい。光源制御部30は、制御部36からの指示に応じて、格子点記憶部54に記憶されている格子点Pijの位置を読み出し、この格子点Pijの位置に、順次、光を照射するように、光照射手段44を制御する。歪量算出手段20は、制御部36による制御の下で、撮像された超音波画像の歪量を算出するためのものである。歪量算出手段20は、格子点記憶部54と、格子点検出部56と、歪量算出部58とを有している。格子点記憶部54は、振動子アレイ42が超音波を送受信するスキャン面Mにおいて、設定される格子点Pijを記憶する部位である。図2においては、光照射手段44の光の照射方向の水平および垂直方向にそれぞれ5つのラインが設定され、ラインの交点が格子点Pijに設定されている。格子点Pijの位置および数は、撮像条件等に応じて、予め設定されていても良いし、操作者が操作部38を操作して格子点Pijを設定してもよい。また、設定する格子点Pijの数に特に限定はなく、正確な局所音速値が算出され、高精度な超音波画像を生成することができれば、格子点Pの数は、いくつであってもよい。格子点検出部56は、画像処理部50から供給される歪量算出用超音波画像において、輝点Sijの位置を検出するものである。輝点Sijを検出する方法には、特に限定はなく、閾値を使って輝度が高い位置を検出する方法等、種々の公知の方法を用いればよい。格子点検出部56は、検出した輝点Sijの位置の情報を歪量算出部58に供給する。歪量算出部58は、格子点記憶部54から読み出した格子点Pijの位置と、格子点検出部56から供給される輝点Sijの位置の情報とを比較して、格子点Pijと輝点Sijとの位置のずれ量を歪量Dijとして、それぞれの格子点Pijについて算出する。前述のとおり、生体内において、光の速度はほぼ一定であるので、光照射手段44は、正確に、格子点Pijの位置に光を照射することができる。一方、光を照射された格子点Pijの位置では、超音波が発生する。この超音波を受信して、歪量算出用超音波画像を生成すると、光が照射された位置は、輝点Sijとして表示される。ここで、超音波画像を生成する際に用いる局所音速値が、被検体内の実際の音速値と異なると、画像上において、輝点Sijは、格子点Pijとは異なる位置に表示される。歪量算出部58は、この格子点Pijと輝点Sijとのずれ量を歪量Dijとして求める。格子点Pijと輝点Sijとの歪量Dijを求め、音速マップ生成手段24において、生体内の局所音速値を求める際に、歪量Dijを用いて音速値を補正することによって、正確な局所音速値を求めることができる。歪量算出部58は、算出した歪量Dijを音速マップ生成手段24のデータ補正部60に供給する。シネメモリ22は、受信回路16から出力される受信データを順次格納する。また、シネメモリ22は、制御部36から入力されるフレームレートに関する情報例えば、超音波の反射位置の深度、走査線の密度、視野幅を示すパラメータを上記の受信データに関連付けて格納する。音速マップ生成手段24は、制御部36による制御の下で、被検体内の各位置において局所音速値を求め、音速マップを生成する部位である。音速マップ生成手段24は、データ補正部60と、音速マップ生成部62と、音速マップ記憶部64とを有する。データ補正部60は、シネメモリ22に格納されている受信データを読み出し、歪量算出部58から供給される歪量Dijを用いて、受信データの位置に関する情報超音波の反射位置の情報等を補正し、補正受信データを生成する。データ補正部60が行なう位置補正の補正方法には、特に限定は無く、最近傍点補間、1次2次3次補間、多項式補間、ラグランジュ補間、スプライン補間等、超音波診断装置の画像処理で用いられている種々の位置補正方法を用いることができる。データ補正部60は、生成した補正受信データを音速マップ生成部62に供給する。音速マップ生成部62は、データ補正部60から供給される補正受信データを用いて、診断対象となる被検体内の組織における局所音速値を演算し、音速マップを生成する。音速マップ生成部62が行なう局所音速値の演算方法には、特に限定はなく、例えば本願の出願人により出願された特開2010-99452号公報に記載の方法により行うことができる。この方法は、図5Aに示されるように、被検体内に超音波を送信した際に、被検体の反射点となる格子点Xから振動子アレイ42に到達する受信波Wxに着目したとき、図5Bに示されるように、格子点Xよりも浅い位置、すなわち振動子アレイ42に近い位置に複数の格子点A1、A2、を等間隔に配列し、格子点Xからの受信波を受けた複数の格子点A1、A2、からのそれぞれの受信波W1、W2、の合成波Wsumが、ホイヘンスの原理により、格子点Xからの受信波Wxに一致することを利用して、格子点Xにおける局所音速値を求める方法である。まず、すべての格子点X、A1、A2、に対する最適音速値をそれぞれ求める。ここで、最適音速値とは、各格子点に対し、設定音速に基づきフォーカス計算をして撮影を行うことにより超音波画像を形成し、設定音速を種々変化させたときに画像のコントラスト、シャープネスが最も高くなる音速値であり、例えば特開平8-317926号公報に記載のように、画像のコントラスト、スキャン方向の空間周波数、分散等に基づいて最適音速値の判定を行うことができる。次に、格子点Xに対する最適音速値を用いて、格子点Xから発せられる仮想的な受信波Wxの波形を算出する。さらに、格子点Xにおける仮定的な局所音速値Vを種々変化させて、それぞれ格子点A1、A2、からの受信波W1、W2、の仮想的な合成波Wsumを算出する。このとき、格子点Xと各格子点A1、A2、との間の領域Rxaにおける音速は一様で、格子点Xにおける局所音速値Vに等しいものと仮定する。格子点Xから伝播した超音波が格子点A1、A2、に到達するまでの時間はXA1/V、XA2/V、となる。ここで、XA1、XA2、は、それぞれ格子点A1、A2、と格子点Xとの間の距離である。そこで、格子点A1、A2、からそれぞれ時間XA1/V、XA2/V、だけ遅延して発した反射波を合成することにより、仮想的な合成波Wsumを求めることができる。次に、このように格子点Xにおける仮定的な局所音速値Vを種々変化させて算出された複数の仮想的な合成波Wsumと格子点Xからの仮想的な受信波Wxとの誤差をそれぞれ算出し、誤差が最小になる仮定的な局所音速値Vを格子点Xにおける局所音速値と判定する。ここで、仮想的な合成波Wsumと格子点Xからの仮想的な受信波Wxとの誤差の算出方法としては、互いの相互相関をとる方法、受信波Wxに合成波Wsumから得られる遅延を掛けて位相整合加算する方法、合成波Wsumに受信波Wxから得られる遅延を掛けて位相整合加算する方法等を採用することができる。以上のようにして、データ補正部60で生成された補正受信データに基づき、被検体内の各部における局所音速値を演算し、被検体内の音速マップを生成することができる。前述のとおり、生体内の各領域格子点の位置での音速値局所音速値を求める際に、各格子点に超音波ビームを送信して、その超音波エコーを受信して得られる受信データに基づいて、局所音速値を求める方法では、各格子点に超音波ビームを送信しても、生体内の局所音速値が不明であるため、設定した格子点とはずれた位置に超音波ビームが送信されてしまう。そのため、正確な音速値を求めることはできない。これに対して、本発明のように、光照射手段44を用いて、光を照射し、これによる超音波から求められる輝点の位置と、光を照射した格子点Pの位置とのずれ量を歪量Dとして算出し、この歪量Dを用いて、局所音速値を算出するための受信データを補正するので、実際の音速値が不明で、送信した超音波ビームが、設定した格子点や領域の正確な位置とは、ずれた位置に送信された場合であっても、補正された受信データを用いて局所音速値を求めることによって、正確な局所音速値音速マップを求めることができる。また、生体内の正確な音速値を求めることにより、組織性状判断、例えば、肝硬変や脂肪肝の進行度を簡易に計測することができる。また、信号処理部46において、受信回路16から供給された受信データに対して、正確な音速マップを用いて、各種処理を行なってBモード画像信号を生成するので、音速のばらつきに起因する歪みが補正された、高精度なBモード画像信号超音波画像を生成することができる。高精度な超音波画像を撮像することによって、被検体内の診断部位をより精度よく診断することができる。また、正確な音速マップを用いて、超音波画像を生成することにより、超音波エコーの合波の条件が整うため、撮像領域全体に渡って感度が向上し、分解能も向上する。音速マップ記憶部64は、音速マップ生成部62が生成した音速マップを記憶する部位である。また、音速マップ記憶部64は、音速マップ生成部62から音速マップが供給されるまでは、所定の音速を、音速マップとして記憶している。音速マップ記憶部64は、制御部36からの指示に応じて、信号処理部46に音速マップを供給する。表示制御部32は、画像処理部50によって画像処理が施されたBモード画像信号に基づいて、表示部34に超音波診断画像を表示させる。表示部34は、例えば、LCD等のディスプレイ装置を含んでおり、表示制御部32の制御の下で、超音波診断画像を表示する。なお、超音波診断装置10は、複数の表示モードを有し、表示モードを選択することによって、表示部34に所望の画像を表示する構成であってもよい。例えば、超音波画像Bモード画像を単独で表示するモードと、Bモード画像に音速マップを重畳して表示するモード例えば、局所音速値に応じて色分けまたは輝度を変化させる表示、あるいは局所音速値が等しい点を線で結ぶ表示と、Bモード画像と音速マップ画像とを並べて表示するモードとを有し、操作者が操作部38から、3つの表示モードのいずれかを選択する構成としてもよい。制御部36は、操作者により操作部38から入力された指令に基づいて超音波診断装置各部の制御を行う。操作部38は、操作者が入力操作を行うためのものであり、キーボード、マウス、トラックボール、タッチパネル等から形成することができる。格納部40は、動作プログラム等を格納するもので、ハードディスク、フレキシブルディスク、MO、MT、RAM、CD-ROM、DVD-ROM等の記録媒体を用いることができる。なお、信号処理部46、DSC48、画像処理部50、表示制御部32、音速マップ生成手段24、格子点検出部56および歪量算出部58は、CPUと、CPUに各種の処理を行わせるための動作プログラムから構成されるが、それらをデジタル回路で構成してもよい。次に超音波診断装置10の動作について説明する。まず、歪量Dijを算出する際の動作について説明する。操作者は、超音波プローブ12を被検体の表面に当接する。この状態で、送信回路14から供給される駆動信号に従って振動子アレイ42から超音波ビームが送信される。同時に、光照射手段44が、光源制御部30の制御に従って、設定された格子点の位置に光を照射する。被検体からの超音波エコー、および、光照射手段44からの光の照射によって発生する超音波を、振動子アレイ42が受信し、受信信号を出力する。受信回路16は、振動子アレイ42から出力された受信信号から受信データを生成し、画像生成手段18に供給する。画像生成手段18の信号処理部46が、受信データからBモード画像信号を生成し、DCS48が、Bモード画像信号をラスター変換し、画像処理部50が画像処理を施し、歪量算出用超音波画像が生成される。歪量算出用超音波画像は、歪量算出手段20の格子点検出部56に供給され、輝点Sijの検出が行なわれる。検出した輝点Sijの情報は、歪量算出部58に供給され、格子点記憶部54に記憶されている格子点Pijとのずれ量である歪量Dijが算出される。算出された歪量Dijは、音速マップ生成手段24のデータ補正部60に供給される。次に、超音波画像の撮像および音速マップの生成を行なう際の動作について説明する。操作者は、超音波プローブ12を被検体の表面に当接する。この状態で、送信回路14から供給される駆動信号に従って振動子アレイ42から超音波ビームが送信され、被検体からの超音波エコーを、振動子アレイ42が受信し、受信信号を出力する。受信回路16は、受信信号から受信データを生成し、シネメモリ22および音速マップ生成手段24のデータ補正部60に供給する。データ補正部60は、歪量Dijを用いて、供給された受信データを補正し、補正受信データを生成する。音速マップ生成部62は、補正受信データから被検体内の各部の局所音速値を演算し、音速マップを生成し、音速マップ記憶部64に供給する。また、受信回路16は、受信データを画像生成手段18に供給する。画像生成手段18の信号処理部46は、音速マップ記憶部64に記憶された音速マップを読み出して、受信データを処理してBモード画像信号を生成する。Bモード画像信号を、DCS48がラスター変換し、画像処理部50が画像処理を施し、超音波画像が生成される。生成された超音波画像は、画像メモリ52に格納されると共に、表示制御部32により超音波画像が表示部34に表示される。このとき、操作者が選択したモードに応じて、超音波画像と共に音速マップを表示してもよい。このように本発明に係る超音波診断装置10は、音速マップ生成部62が局所音速値を求める際には、算出した歪量Dijによって補正された受信データを用いるので、正確な局所音速値音速マップを求めることができる。また、信号処理部46が、受信データを処理してBモード画像信号を生成する際に用いる音速マップは、算出した歪量Dijによって補正されているので、歪みのない高精度な超音波画像を生成することができる。高精度な超音波画像を撮像することによって、被検体内の診断部位をより精度よく診断することができる。また、生体内の正確な局所音速値を求めることにより、組織性状判断、例えば、肝硬変や脂肪肝の進行度を簡易に計測することができる。なお、図示例においては、歪量Dijを用いて補正した正確な音速マップを求めた後に、正確な音速マップを用いて超音波画像の撮像を行なう構成としたが、本発明は、これに限定はされず、補正を行なう超音波画像を撮像し、保存した後に、歪量算出用超音波画像を撮像して、歪量Dijを算出し、正確な音速マップを求めて、この音速マップを用いて、保存した超音波画像を再構成することにより、歪のない高精度な超音波画像を生成する構成としてもよい。また、図示例においては、画像生成手段18が、超音波画像と歪量算出用超音波画像とを生成する構成としたが、本発明は、これに限定はされず、超音波画像を生成する画像生成手段と、歪量算出用超音波画像を生成する歪量算出用画像生成手段とを別々に有する構成としてもよい。また、図示例においては、算出した歪量Dijを用いて、局所音速値を補正する構成としたが、本発明は、これに限定はされず、歪量Dijを用いて、超音波画像を補正する構成としてもよい。図6に、本発明の超音波診断装置の他の一例の構成を概念的に示すブロック図を示す。なお、図6に示す超音波診断装置100は、図1に示す超音波診断装置10において、音速マップ生成手段24を有さず、画像生成手段24に代えて、画像補正部104を備える画像生成手段102を有する以外は、同じ構成を有するので、同じ部位には、同じ符号を付し、以下の説明は異なる構成を主に行なう。画像生成手段102は、信号処理部46と、画像補正部104と、DSC48と、画像処理部50と、画像メモリ52とを有する。画像補正部104は、歪量算出部58が算出した歪量Dijを用いて、信号処理部46が生成したBモード画像信号の位置に関する情報を補正する部位である。画像補正部104が行なう位置補正の補正方法には、特に限定はなく、種々の公知の位置補正方法を用いることができる。画像補正部104は、補正したBモード画像信号をDSC48に供給する。このように、光照射手段44により光を照射して、歪量算出用超音波画像を撮像し、光を照射した格子点Pijの位置と、歪量算出用画像から検出した輝点Sijの位置から算出した歪量Dijを用いて、Bモード画像信号超音波画像を補正することにより、歪みのない高精度な超音波画像を生成することができる。高精度な超音波画像を撮像することによって、被検体内の診断部位をより精度よく診断することができる。本発明は、基本的に以上のようなものである。以上、本発明について詳細に説明したが、本発明は上記実施形態に限定されず、本発明の主旨を逸脱しない範囲において、種々の改良や変更をしてもよいのはもちろんである。