JPH01121039A - Ultrasonic diagnosis system - Google Patents

Abstract

PURPOSE:To provide the general and visual diagnosis of the affected portion of an object to be checked, by color-processing tissue-specific information obtained from the reflection component of ultrasonic wave sent to the object to be checked and superposing the color-processed image on an ultrasonic tomographic image for displaying. CONSTITUTION:A waveform feature quantity in a region and the distribution of an average acoustic velocity at a given location are determined from average acoustic velocities obtained while a cross-mode measurement area setter 31 is translated one pixel at a time in a right, left or upper direction from a measurement start position, and tissue-specific information is color-processed and displayed as an image on a display 17a corresponding to this region. A system controller 25A performs a preprogrammed control such that the system normally can perform a B-mode ultrasonic scanning while at a given timing transferring ultrasonic wave for the cross-mode measurement. The system displays a B-mode image in real time, calculates an attenuation coefficient, waveform feature quantity and sound velocity, displays the calculation results as images, and calculates average acoustic velocities for all the beam paths and displays them in a plotted form.

Description

【発明の詳細な説明】 ［発明の目的］ （産業上の利用分野） 本発明は、超音波を用いて被検体内の組織を診断する超
音波診断装置に係わり、特に組織の散乱波形に関する諸
情報、超音波伝播速度等の組織特性化情報を測定するこ
とにより組織を特性化し、その表示機能を備えた超音波
診断装置に関する。[Detailed Description of the Invention] [Object of the Invention] (Industrial Application Field) The present invention relates to an ultrasonic diagnostic apparatus that diagnoses tissue within a subject using ultrasound, and particularly relates to various aspects related to tissue scattering waveforms. The present invention relates to an ultrasonic diagnostic apparatus that characterizes tissue by measuring tissue characterization information, such as ultrasonic wave propagation velocity, and has a display function.

（従来の技術） 被検体中の例えば散乱波形や超音波伝播速度（以下、単
に音速と称する）はその被検体における超音波伝播速度
に存在する組成の影響をすくなからず受ける。すなわち
、このことは生体中の例えば、臓器内等に発生した腫よ
う等の病変、或いは肝硬変等を散乱波形や音速等で知る
ことができることを意味しており、従って、生体中の散
乱波形や音速を測定することは臨床的に大きな価値があ
る。(Prior Art) For example, the scattered waveform and ultrasonic propagation velocity (hereinafter simply referred to as sound velocity) in a subject are influenced in large part by the composition present in the ultrasonic propagation velocity in the subject. In other words, this means that, for example, lesions such as tumors occurring in organs, liver cirrhosis, etc. can be detected by scattering waveforms and sound speeds in living organisms. Measuring the speed of sound has great clinical value.

そこで、このことを利用して生体中の散乱波形や音速等
の情報を得、これにより目標とする位置での組織を非侵
襲的に検査する試みが成されている。Therefore, attempts have been made to utilize this fact to obtain information such as the scattering waveform and sound velocity in the living body, and to non-invasively examine tissue at a target position using this information.

従来、かかる検査に供するための実用的な超音波測定法
としては、電子スキャン方式の超音波診断装置を用いた
第９図に示すような手法が提案されている。Conventionally, as a practical ultrasonic measurement method for such examinations, a method as shown in FIG. 9 using an electronic scanning type ultrasonic diagnostic apparatus has been proposed.

すなわち、図において１は超音波リニＡ７電子スキャン
用プローブでおり、このプローブ１を用い、図示しない
体表面に接している超音波受信面２のＧＡから体内へθ
方向へ向けて超音波パルスを発射する。That is, in the figure, 1 is an ultrasonic linear A7 electronic scanning probe, and this probe 1 is used to transmit θ into the body from the GA of the ultrasonic receiving surface 2 that is in contact with the body surface (not shown).
Fires ultrasonic pulses in the direction.

ここで、電子スキャン方式の超音波診断装置とは、複数
組の超音波振動子（以下、単に振動子と称する）を直線
的に並設した超音波振動子アレイによるプローブを用い
、このプローブにおける隣接するいくつかの振動子を一
群として、これら−群の振動子に対して、送信超音波ビ
ームの方向とそのビームにおける振動子位置に応じてそ
れぞれ定まる所定の遅延時間を以て、駆動パルスをそれ
ぞれ与え、超音波励振させるもので、励振された各振動
子からの超音波は放射状に伝播しつつ互いに干渉し合う
ことで、ある領域では打ち消し合い、ある領域では強め
合うかたちとなり、結果的に超音波ビームを得る方式で
ある。受波は一般的には、送波に用いた上記−群の振動
子にて行いこの振動子の検出信号を送波時の遅延時間を
以て遅延することで時間軸を揃えた後、合成して受信信
号とする。そして、上記−群の振動子を一ピツチずつず
らしていくことにより、発生する超音波ビームの位置が
ずれることから、励振する振動子を電気的に選択し、ま
た励振タイミングを制御することで、リニア・スキャン
を行うことが出来、また所望位置でのセクタ・スキャン
を行うことができる。Here, an electronic scanning type ultrasound diagnostic device uses a probe with an ultrasound transducer array in which multiple sets of ultrasound transducers (hereinafter simply referred to as transducers) are arranged in parallel. A number of adjacent transducers are grouped together, and driving pulses are applied to each group of transducers with a predetermined delay time that is determined depending on the direction of the transmitted ultrasound beam and the position of the transducer in the beam. , which excites ultrasonic waves, and the ultrasonic waves from each excited transducer propagate radially and interfere with each other, canceling each other out in some areas and reinforcing each other in other areas, resulting in ultrasonic waves. This is a method to obtain a beam. Wave reception is generally performed using the above-mentioned group of vibrators used for wave transmission, and the detection signals of these vibrators are delayed by the delay time during wave transmission to align the time axes, and then synthesized. Let it be the received signal. By shifting the vibrators in the group one pitch at a time, the position of the generated ultrasonic beam shifts, so by electrically selecting the vibrator to be excited and controlling the excitation timing, A linear scan can be performed, and a sector scan can be performed at a desired position.

このようにして、発生されたθ方向に向かうビーム状の
超音波パルスは、例えば位置が肝組織に設定してあった
とすると、この肝組織中の送波経路４を直進し、点Ｐで
反射する。In this way, the beam-shaped ultrasonic pulse generated in the θ direction travels straight along the transmission path 4 in the liver tissue, for example, and is reflected at point P. do.

ここではこの反射波（エコー）のうち、受波経路５を辿
ってプローブ１に到来するエコーを送信に供した振動子
群ではなく、この到来したエコーの入射位置にある振動
子群（このプローブ１における右端Ｂの振動子群）で受
信させる。Of these reflected waves (echoes), we are not talking about the transducer group that transmitted the echo that followed the receiving path 5 and arrived at the probe 1, but the transducer group at the incident position of the echo that arrived (this probe It is received by the transducer group at the right end B in 1).

このような超音波ビームの送波経路及び受波経路を交差
させる方式はクロスビーム法と称されている。これによ
って１ｑられた反射波の波形形状は生体生組織のいろい
ろな情報を含んでおり、特にその散乱波形の大ぎざ例え
ばピーク振幅値２幅。Such a method in which the transmitting path and the receiving path of the ultrasonic beam intersect is called a cross beam method. The waveform shape of the reflected wave obtained by this 1q contains various information about the living tissue, especially the large serration of the scattered waveform, for example, the peak amplitude value 2 width.

エネルギーを示す面積値等の特徴口は点Ｐ近傍の組織の
音速、減衰係数、散乱係数、密度、空間的な複数組織要
素の状態を反映している。Features such as area values indicating energy reflect the sound velocity, attenuation coefficient, scattering coefficient, density, and spatial state of multiple tissue elements in the tissue near the point P.

また、上記Ａ、Ｂ間の距離Ｙは既知でおるから、経路４
，５を伝播する超音波の伝播時間ｔを測定すれば肝組織
中の伝播速度値（以下、音速と称する）Ｃは、 Ｃ＝ｙ／　（ｔ　−ｓｉｎθ）　　　　　　　・（１）
により求めることができる。Also, since the distance Y between A and B is known, route 4
, 5, the propagation velocity value (hereinafter referred to as sound velocity) C in the liver tissue is: C=y/ (t - sin θ) ・(1)
It can be found by

この原理を利用して散乱波形及び音速を測定するもので
ある。This principle is used to measure the scattered waveform and sound speed.

標準的には生体組織の音速をＧｏ＝１５３０［ｍ／ｓ］
とすれば、超音波ビームを００方向に放射するには、隣
接素子間の遅延時間τ０とすると、 τｏ　＝　（ｄ／Ｃｏ’）　　・　ｓｉｎθｏ　　　　
　＝　（２）となり、このような遅延時間差を以て各素
子が駆動されるように送信遅延回路を設定する。ｄは隣
接する振動子間の距離でおる。The standard speed of sound in living tissue is Go = 1530 [m/s]
Then, in order to radiate the ultrasonic beam in the 00 direction, if the delay time between adjacent elements is τ0, τo = (d/Co') ・ sinθo
= (2), and the transmission delay circuit is set so that each element is driven with such a delay time difference. d is the distance between adjacent vibrators.

もし、生体組織内の音速がＣｏであれば、超音波ビーム
はθ０方向へ進むが、一般にはＣｏとは限らず、これと
異なる値Ｃである。この時の超音波の伝播する方向θは
スネルの法則からｓｉｎθ／Ｃ＝　５ｉｒｉθｏ／Ｃｏ
＝（３）で示された値となる。If the sound velocity in the living tissue is Co, the ultrasonic beam will travel in the θ0 direction, but it is generally not limited to Co and has a different value C. The propagation direction θ of the ultrasonic wave at this time is sin θ/C = 5iriθo/Co from Snell's law.
= the value shown in (3).

波形のピーク値はＰ点からの反射波を示し、波形解析回
路でピーク値の時間（アドレス）を検出すれば伝播時間
ｔが求まる。前述の（３）式を（１）式に代入すると生
体中の音速Ｃは Ｃ＝　　　￥　　　ｏ／（ｔ−５ｉｒｉθｏ　　）　　
　　　−（４）となる。更に（４）式に（２）式を代入
するとＣ＝ｙ−ｔ・τ０　　　　　・・・（４゛）とな
る。Ｖ、ｄ、τ０は既知であるから、測定によって得ら
れた伝播時間ｔを用いて計算回路により上記（４°）式
の計Ｕ）を行って音速Ｃの値を求めてデイスプレィに出
力する。The peak value of the waveform indicates the reflected wave from point P, and the propagation time t can be found by detecting the time (address) of the peak value with the waveform analysis circuit. Substituting the above equation (3) into equation (1), the sound speed C in the living body is C= ￥o/(t-5iriθo)
-(4). Further, by substituting the equation (2) into the equation (4), C=y-t·τ0 (4゛) is obtained. Since V, d, and τ0 are known, the calculation circuit performs the calculation U) of the above equation (4°) using the propagation time t obtained by measurement to obtain the value of the sound speed C and output it to the display.

第１０図は伝播時間尤の測定法を示すタイムチャートで
あり、（ａ）のレートパルスの立下りｔｏより僅かに遅
れた時刻に超音波パルスが発射される。パルスのピーク
の時刻はｔｌである。FIG. 10 is a time chart showing a propagation time likelihood measurement method, in which an ultrasonic pulse is emitted at a time slightly delayed from the falling edge to of the rate pulse in (a). The pulse peak time is tl.

このように、送波ビームの中心と受波指向方向の交点に
点反射体Ｐがある場合は第１０図（ａ＞のように、時刻
ｔ２にピークを持つ反射波が得られ、ｔ２と１１の時間
間隔としてｔが求められる。In this way, when there is a point reflector P at the intersection of the center of the transmitting beam and the receiving direction, a reflected wave with a peak at time t2 is obtained, as shown in FIG. t is determined as the time interval.

肝内の血管などがうまくＰ点の位置にくるようにプロー
ブを調整することも可能であるが、対象が生体でおるだ
けに実際上、ビームの交点に点反射体に相当するものが
存在することは希である。It is possible to adjust the probe so that blood vessels in the liver are placed at point P, but since the target is a living body, there is something equivalent to a point reflector at the intersection of the beams. This is rare.

観察部位が例えば肝臓であった場合、Ｐ点で示される近
傍は比較的均一な肝組織であると仮定する。従って、こ
のＰ点近傍からの反射波は比較的均一な肝組織からの反
射波となる。そしてビームは第１１図のようにＰ点を中
心として両側の点Ｐ１　、Ｐ２に拡がったある太さを有
することから、この反射波のうち最も早く到達するのは
第１１図の２１点を経由するもの゛となり、また最も遅
く到達するものは２２点を経由するものとなる。従って
、受信波形はＰｌからＰ２までの幅分の時間にまたがる
。If the observation site is a liver, for example, it is assumed that the vicinity indicated by point P is a relatively uniform liver tissue. Therefore, the reflected wave from the vicinity of this point P becomes a relatively uniform reflected wave from the liver tissue. As shown in Figure 11, the beam has a certain thickness centered around point P and spread to points P1 and P2 on both sides, so the earliest of these reflected waves will arrive via point 21 in Figure 11. The one that arrives the latest is the one that passes through 22 points. Therefore, the received waveform spans a period of time corresponding to the width from Pl to P2.

従って、この場合の受信波形は第１０図（ｂ）のように
拡がったいわゆる散乱波形となり、しかも、組織は完全
に均一ではなく、また、生体組織であるために種々の場
所で散乱された超音波は互いに干渉し合った信母成分で
あるスペックル信号を含めて受信されるから、波形には
種々ランダムな凹凸が生じることとなる。Therefore, the received waveform in this case becomes a so-called scattered waveform that spreads out as shown in Fig. 10(b).Moreover, the tissue is not completely uniform, and since it is a living tissue, the received waveform is a so-called scattered waveform that is scattered at various locations. Since sound waves are received including speckle signals, which are signal components that interfere with each other, various random irregularities occur in the waveform.

それ故に、これでは波形のピーク値を検出できないので
、送受信の中心位置を多少動かすことによってビーム交
差点の肝内の位置をわずかづつ、ずらしたエコーデータ
を得て、これらを加算することで、雑音成分を打消すよ
うにする。すなわち、第１０図（ｂ）の波形の凹凸はラ
ンダムであると考えられるから、ビーム交差点を換えて
数百乃至致方回分加算するか、あるいはピークホールド
の処理をすると波形はかなり滑らかになり、この結果、
第１０図（Ｃ）のようになる。Therefore, since it is not possible to detect the peak value of the waveform with this method, by slightly moving the transmitting and receiving center position, we obtain echo data with the beam intersection position in the liver slightly shifted, and add these together to eliminate the noise. Try to cancel out the ingredients. In other words, since the unevenness of the waveform in FIG. 10(b) is considered to be random, the waveform becomes considerably smoother by changing the beam intersection and adding several hundred or more matching times, or by performing peak hold processing. As a result,
The result will be as shown in FIG. 10(C).

また、上記手法に換え、１つのピークを有する単峰性の
関数を用いて最小２乗法によりカーブフィッテングを行
っても良く、これによっても第１０図（ｄ＞のように完
全に滑らかな曲線で置換えることができる。In addition, instead of the above method, curve fitting may be performed by the least squares method using a unimodal function having one peak, and this also results in a completely smooth curve as shown in Figure 10 (d>). Can be replaced.

次に計算回路により第１０図（（１）のようにｔ＝ｔ２
−ｔｌとして伝播時間ｔを求めることができる。Next, using the calculation circuit, as shown in Figure 10 ((1), t=t2
The propagation time t can be determined as -tl.

以上のクロスビーム法を応用した実用的な対称測定方式
のクロスモード音速測定方法が提案されている。A practical cross-mode sound velocity measurement method using the symmetrical measurement method has been proposed, which applies the above-described cross-beam method.

この方法は４ビーム法と称されるもので、具体的には第
１２図に示すように、上部境界での反射点（測定点）Ｐ
ｌｌ及びＰｌ２、下部境界での反射点く測定点）Ｐｏｏ
内に含まれる異常部分の局所音速を測定するに当って、
超音波ビーム送受信路を（１）Ａ−＋ＰＱＯ−）Ｂ、（
２）Ａ−＋Ｐｓｔ　→Ｃ，（３）Ｂ−＋Ｐｏｏ−＋Ａ、
（４）Ｂ→Ｐ１２→Ｄの４ルートとるようにする。すな
わち、プローブ１のＡ及びＢ位置各々を超音波ビーム送
波位置とすると共゛に受波位置としても用いるようにす
る。そして、Ａ位置より送波し、Ｐｏ。This method is called the 4-beam method, and specifically, as shown in Figure 12, the reflection point (measurement point) P at the upper boundary
ll and Pl2, reflection point at the lower boundary (measuring point) Poo
In measuring the local sound speed of the abnormal part included in the
The ultrasonic beam transmission and reception path is (1)A-+PQO-)B, (
2) A-+Pst →C, (3) B-+Poo-+A,
(4) Take four routes: B→P12→D. That is, each of the A and B positions of the probe 1 is used as an ultrasonic beam transmitting position and also as a receiving position. Then, the wave is transmitted from position A to Po.

で反射したものを８位置で受信し、次にＡ位置より送波
し、Ｐｌｔで反射したものをＣ位置で受信し、次にＢ位
置より送波し、Ｐｏｏで反射したものをＡ位置で受信し
、次に８位置より送波し、Ｐｌ２で反射したものをＤ位
置で受信するといった具合に送受を切換えるようにする
ことによって、測定経路の対称性を持たせ、しかも、超
音波ビームの送受方向の指向方向をθなる同一角度とす
るようにするものである。The wave reflected by Plt is received at position 8, then transmitted from position A, the wave reflected by Plt is received at position C, then transmitted from position B, and the wave reflected by Poo is transmitted from position A. By switching the transmission and reception, such as receiving the wave, then transmitting it from the 8th position, and receiving the wave reflected at Pl2 at the D position, the measurement path is symmetrical, and the ultrasonic beam is The orientation directions of the transmitting and receiving directions are set at the same angle θ.

これによれば、−経路当り、少なくとも往路と復路の往
復２回の検出測定を行うので、対称測定となり、この検
出測定により得た情報をもとに平均の音速を求めるので
、統計的に均一となって、誤差の低減を図ることが出来
るようになった。According to this, detection measurements are performed at least twice per route, on the outbound and return trips, so the measurement is symmetrical, and the average sound speed is determined based on the information obtained from these detection measurements, so it is statistically uniform. This makes it possible to reduce errors.

このようなりロスモード音速測定機能は、超音波診断装
置に組込まれ、通常、超音波断層像（例えばＢモード像
）と共にデイスプレィ上に表示される。Such a loss mode sound velocity measurement function is incorporated into an ultrasonic diagnostic apparatus, and is usually displayed on a display together with an ultrasonic tomographic image (for example, a B-mode image).

この様子を第１３図に示す。図において、４０はリアル
タイムで測定された被検体関心部位の８モード像、４１
はこの関心部位における上記クロスモード音速測定の設
定ビーム・バスのルートを示すビーム・バス・マーカ、
４２は上記クロスモード音速測定により得られたビーム
・バス・ルート別のリアルタイムＡモード像、４３は上
記クロスモード音速測定により得られたビーム・バス・
ルート別の各音速値、４４はこれらビーム・バス・ルー
ト別の各音速値をもとに求めた対象部位の平均音速値変
化図である。ビーム・バス・マーカ４１は、上記（１）
乃〒（４）のルートを示しており、また、音速値４３は
これらルートのうち、上記（１）のルートの音速値をｖ
ｌ、上記（２）のルートの音速値をｖ２、上記（３）の
ルートの音速値を■３、上記（４）のルートの音速値を
■４として数値表示している。This situation is shown in FIG. In the figure, 40 is an 8-mode image of the subject's region of interest measured in real time; 41
is a beam bus marker indicating the route of the set beam bus for the cross-mode sound velocity measurement in this region of interest;
42 is a real-time A-mode image for each beam, bus, and route obtained by the above cross-mode sound velocity measurement, and 43 is a beam, bus, and route image obtained by the above-mentioned cross-mode sound velocity measurement.
Each sound velocity value for each route, 44, is a diagram of changes in the average sound velocity value of the target region determined based on each sound velocity value for each beam, bus, and route. The beam bus marker 41 is as described in (1) above.
The sound speed value 43 indicates the route of (1) above among these routes.
1, the sound speed value of the route (2) above is expressed as v2, the sound speed value of the route (3) above is expressed as ■3, and the sound speed value of the route (4) above is expressed as ■4.

尚、■はこれら４ルート平均音速値である。また、上記
平均音速値変化図４４はこの平均音速値の時間変化を示
したものである。また、Ａモード像４２はルート（１）
と（３）のものを８１．８３として、ルート（２）と（
４）のものを８２　、Ｂ４として表示しである。Note that ■ is the average sound speed value of these four routes. Further, the average sound speed value change diagram 44 shows the time change of this average sound speed value. Also, the A mode image 42 is the root (1)
and (3) as 81.83, root (2) and (
4) is displayed as 82, B4.

このような画像表示を行うに当っては、Ｂモード＠４０
についてはリアルタイムで書き替えており、また、その
合間を縫って上記４ルートのクロスモード音速測定を行
い計算回路により計算して、その測定結果を表示する。When displaying such an image, use B mode @40
are rewritten in real time, and in between, the cross-mode sound velocity measurements of the four routes mentioned above are performed, calculations are made by a calculation circuit, and the measurement results are displayed.

そして、Ａモード像はクロスモード音速測定により得た
エコーを利用して表示するようにする。The A-mode image is displayed using echoes obtained by cross-mode sound velocity measurements.

また第１４図はフリーズ時の像を示すもので、５１はＢ
モード像、５２はこの関心部位における上記クロスモー
ド音速測定の設定ビーム・バスのルートを示すビーム・
パスφマーカ、５３は上記クロスモード音速測定により
得られたビーム・バス・ルート別のフリーズＡモード像
、５４は上記クロスモード音速測定により（９られたビ
ーム・バス・ルート別各音速値、５５はこれらビーム・
バス・ルート別の各音速値をもとに求めた対象部位の平
均音速値変化図である。ビーム・バス・マーカ５２は、
上記（１）乃至（４）のルートを示しており、また、音
速値５４はこれらルートのうち、上記（１）のルートの
音速値をＶＬ上記（２）のルートのルー１〜音速値をｖ
２、上記（３）のルートの音速値をｖ３、上記（４）の
ルートのルートの音速値をｖ４として数値表示している
。尚、■はこれら４ルートの平均音速値である。また、
５６は分散値、５７は各ルートの平均Ａモード像を示し
たものである。また、上記平均音速値変化図５５はこの
平均音速値の時間変化を示したものである。Also, Fig. 14 shows the image when frozen, and 51 is B.
The mode image 52 indicates the beam bus route for the cross-mode sound velocity measurement in this region of interest.
Path φ markers, 53 are frozen A-mode images for each beam, bus, and route obtained by the cross-mode sound velocity measurement, 54 are sound velocity values for each beam, bus, and route obtained by the cross-mode sound velocity measurement, 55 These beams
It is a change diagram of the average sound speed value of a target part calculated|required based on each sound speed value by bus route. The beam bus marker 52 is
It shows the routes (1) to (4) above, and the sound speed value 54 is the sound speed value of the route (1) above among these routes. v
2. The sound speed value of the route in (3) above is numerically displayed as v3, and the sound speed value of the route in (4) above is expressed as v4. Note that ■ is the average sound speed value of these four routes. Also,
56 is a dispersion value, and 57 is an average A-mode image of each route. Further, the average sound speed value change diagram 55 shows the time change of this average sound speed value.

ところで、上述した超音波診断装置では組織特性化情報
のうちビームバスマーカで指定された部分の散乱波形、
音速を数値化して、これを８モード像と共にデイスプレ
ィ上に並列的に表示するものである。By the way, in the above-mentioned ultrasound diagnostic equipment, the scattered waveform of the portion specified by the beam bus marker of the tissue characterization information,
The speed of sound is digitized and displayed in parallel on a display along with 8 mode images.

しかしながら、組織特性化情報を数値化して表示させた
ものでは、被検体の表示部位全体について視覚に見極め
ることは難しい。また、上述したものでは表示された数
値から異状のある部位あるいはその大きざを判定するこ
と困難であるという問題があった。However, when the tissue characterization information is digitized and displayed, it is difficult to visually determine the entire displayed region of the subject. Furthermore, the above-mentioned apparatus has a problem in that it is difficult to determine the location of the abnormality or its size from the displayed numerical values.

（発明が解決しようとする問題点） 以上詳述したように従来の超音波診断装置では表示部位
の個別的な組織特性化情報の値を知ることはできるが、
表示部位の全体的な組織特性化情報を視覚的に判断する
ことができない。(Problems to be Solved by the Invention) As detailed above, in the conventional ultrasonic diagnostic apparatus, although it is possible to know the value of individual tissue characterization information of the displayed region,
The overall tissue characterization information of the displayed site cannot be visually determined.

そこで本発明は、被検体の異常部位を全体的且つ視覚的
に判断できる超音波診断装置の提供を目的とする。SUMMARY OF THE INVENTION Therefore, an object of the present invention is to provide an ultrasonic diagnostic apparatus that can comprehensively and visually determine an abnormal region of a subject.

［発明の構成］ （問題点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の構成は、被検体に向
けて送波された超音波の反射成分に基づいて得られた超
音波断層像と該被検体の目的部位の組織特性化情報とを
表示する超音波診断装置において、前記組織特性化情報
をカラー処理するカラー処理手段と、このカラー処理さ
れた組織特性化情報と前記超音波断層像とを重畳して表
示する表示部とを備えたものである。[Structure of the Invention] (Means for Solving the Problems) In order to achieve the above object, the structure of the present invention provides an ultrasonic wave obtained based on a reflected component of an ultrasonic wave transmitted toward a subject. In an ultrasonic diagnostic apparatus that displays a tomographic image and tissue characterization information of a target region of the subject, a color processing means that performs color processing on the tissue characterization information; The display unit includes a display unit that displays a superimposed sound wave tomographic image.

（作　用） 上記構成を有する本発明の作用は、被検体に向けて送波
された超音波の反射成分に基づいて得られた組織特性化
情報をカラー処理する。そして、このカラー処理した組
織特性化情報の画像を超音波断層像に重畳して表示部に
表示させている。(Function) The function of the present invention having the above configuration is to perform color processing on tissue characterization information obtained based on reflected components of ultrasound waves transmitted toward a subject. The color-processed image of the tissue characterization information is then superimposed on the ultrasound tomographic image and displayed on the display unit.

（実施例） 第１図は本発明の一実施例の超音波診断装置を示すブロ
ック図で、１は超音波プローブであり、超音波送受信を
行う例えば１２８素子の振動子Ｔ１乃至Ｔ１２８を直線
的に並設してプローブ１を構成している。(Embodiment) Fig. 1 is a block diagram showing an ultrasonic diagnostic apparatus according to an embodiment of the present invention, in which 1 is an ultrasonic probe, and transducers T1 to T128 of, for example, 128 elements for transmitting and receiving ultrasonic waves are linearly connected. are arranged in parallel to form a probe 1.

１２はリード線、１３は回路選択切換えスイッチである
マルチプレクサ、１５は励振する一群の振動子各々に対
し、与えるべき遅延量を得るための送信用遅延回路、１
４は超音波励振駆動用のパルスを発生するパルサ、１６
は受信に供する一群の振動子各々に対し、受信方向や素
子位置に応じて時間軸等を揃えるために必要な、エコー
の遅延量を得るための受信用遅延回路、１７は画像や文
字情報等の表示に用いるデイスプレィ１７ａとデイスプ
レィメモリ１７ｂとから成る表示部、１８は計算回路、
３２はこの゛計算回路１８からの組織特性化情報をカラ
ー処理するカラー処理回路、３３はこのカラー処理回路
３２及び後述するディジタル・スキャン・コンバータ３
０から出力される画像情報を合成する画像合成手段とし
ての合成回路、１９は受信用遅延回路１６を介して得た
振動子Ｔ１乃至Ｔ１２８からの受信エコーの信号を合成
して増幅及び検波すると共に、また、対数変換して深さ
による信号レベルの補正を行って受信信号として出力す
る受信回路、２０は受信信号をディジタル信号に変換す
るＡ／Ｄ変換器、２１はパルサ駆動用のレートパルス信
号及び目的とする被検体部位からのエコーをサンプリン
グ記憶するため、メモリに対するアドレスを順次更新す
るためのクロック信号を発生する発振器、２２は受信信
号記憶用のメモリ、２３は超音波パルス発生毎に上記メ
モリ２２の同一アドレスにおける記憶データ値と新たな
入力データとを加算し、平均してその該当アドレスに該
加算平均値を格納するための処理回路、２４は上記メモ
リ２２に記憶された加算平均処理済みの受信波形のサン
プル値を用いてピーク値を示すデータを調べ、これより
該ピーク値を持つデータの時間（アドレス）を求め、ま
た散乱波形の大きざ例えばピーク振幅値、波形幅値。12 is a lead wire; 13 is a multiplexer which is a circuit selection switch; 15 is a transmission delay circuit for obtaining the amount of delay to be given to each of a group of vibrators to be excited;
4 is a pulser that generates pulses for ultrasonic excitation drive, 16
17 is a receiving delay circuit for obtaining the echo delay amount necessary for aligning the time axis etc. according to the receiving direction and element position for each of the group of transducers used for reception, and 17 is a receiving delay circuit for obtaining image, text information, etc. 18 is a calculation circuit;
32 is a color processing circuit for color processing the tissue characterization information from the calculation circuit 18; 33 is this color processing circuit 32 and a digital scan converter 3 to be described later;
A synthesis circuit 19 serves as an image synthesis means for synthesizing the image information outputted from 0, and a synthesis circuit 19 synthesizes, amplifies, and detects the received echo signals from the transducers T1 to T128 obtained through the reception delay circuit 16. , a receiving circuit that performs logarithmic conversion to correct the signal level according to depth and outputs it as a received signal, 20 is an A/D converter that converts the received signal into a digital signal, and 21 is a rate pulse signal for driving the pulser. and an oscillator that generates a clock signal for sequentially updating addresses in the memory in order to sample and store echoes from the target part of the subject; 22 is a memory for storing received signals; 23 is the oscillator that generates the above-mentioned signals every time an ultrasound pulse is generated; A processing circuit for adding the stored data value at the same address of the memory 22 and new input data, averaging it, and storing the added average value at the corresponding address; 24 is an averaging process stored in the memory 22; The data indicating the peak value is checked using the sample value of the received waveform, and the time (address) of the data having the peak value is determined from this, and the size of the scattered waveform, such as the peak amplitude value and the waveform width value, is determined.

面積値等の波形性微量を求める波形解析回路である。This is a waveform analysis circuit that calculates small amounts of waveform properties such as area values.

上記計算回路１８はこの波形解析回路２４の求めた時間
情報から伝播時間ｔを計算すると共に、得られた伝播時
間ｔをもとに被検体内組織の目的部位における散乱波形
の波形特＠苗、音速値を計算し、且つ、これら波形特＠
鑓の深さ依存性から減衰係数値を計算する機能を有する
。そして、この計算結果に基づいてカラー処理回路３２
により各組織特性化情報についてカラー処理を行う。The calculation circuit 18 calculates the propagation time t from the time information obtained by the waveform analysis circuit 24, and also calculates the waveform of the scattered waveform at the target site of the internal tissue of the subject based on the obtained propagation time t. Calculate the sound velocity value and use these waveform characteristics @
It has a function to calculate the attenuation coefficient value from the depth dependence of the chisel. Based on this calculation result, the color processing circuit 32
Color processing is performed on each tissue characterization information using .

前記得られた組織特性化情報をカラー処理するカラー処
理手段としてのカラー処理回路３２は、第２図（ａ）乃
至（Ｃ）に示す組織特性化情報としての音速値、減衰係
数値及び波形幅値等にそれぞれ対応させた赤色の輝度値
、黄色の輝度値、青色の輝度値からなる変換テーブルを
記憶したメモリ（図示しない）を備えている。従って、
入力側に接続された計算回路１８で求められた上記音速
値等の組織特性化情報に基づき、上記変換テーブルを参
照して対応する色及びその輝度を設定している。The color processing circuit 32 as a color processing means for color processing the tissue characterization information obtained above processes the sound velocity value, attenuation coefficient value, and waveform width as the tissue characterization information shown in FIGS. 2(a) to 2(C). It is provided with a memory (not shown) that stores a conversion table consisting of a red brightness value, a yellow brightness value, and a blue brightness value respectively corresponding to the respective values. Therefore,
Based on the tissue characterization information such as the sound velocity value obtained by the calculation circuit 18 connected to the input side, the corresponding color and its brightness are set by referring to the conversion table.

前記画像合成手段としての合成回路３３は、入力側に接
続された上記カラー処理回路３２でカラー処理を施され
た各組織特性化情報の画像と、前述したディジタル・ス
キャン・コンバータ３０がらの超音波断層像（Ｂモード
像）とを合成する機能を有している。また、この合成回
路３２は本実施例では図示しない操作パネルからの切換
スイッチの操作によりシステム制御手段２５Ａを介して
前記組織特性化情報のうちから１つあるいはいくつかを
選択し、超音波断層像と組み合わせることができるよう
にしている。尚、この画像合成手段としてはデイスプレ
ィメモリ１７ｂをシステム制御手段２５Ａにより制御す
ることにより用いてもよい。The synthesizing circuit 33 as the image synthesizing means combines images of tissue characterization information that have been color-processed by the color processing circuit 32 connected to the input side and ultrasonic waves from the digital scan converter 30 described above. It has a function of synthesizing a tomographic image (B-mode image). Further, in this embodiment, this synthesis circuit 32 selects one or some of the tissue characterization information through the system control means 25A by operating a changeover switch from an operation panel (not shown), This allows it to be combined with Incidentally, the display memory 17b may be used as the image composition means by being controlled by the system control means 25A.

２５Ａはシステム制御手段であり、ＣＰＵ（中央処理装
置）を中心に椙成され、システム全体の制御手段であり
、システム全体の制御を司る。25A is a system control means, which is constructed around a CPU (central processing unit), is a control means for the entire system, and is in charge of controlling the entire system.

２６は切換えスイッチであり、受信用遅延回路１６の合
成出力のクロスモード測定側Ｘと超音波Ｂモード像を得
る超音波装置側Ｂへの供給ルート選択切換えを行うもの
である。Reference numeral 26 denotes a changeover switch that selects and switches the supply route of the combined output of the receiving delay circuit 16 to the cross-mode measurement side X and the ultrasonic device side B for obtaining an ultrasonic B-mode image.

２７は超音波装置側の受信回路であり、受信信号の増幅
、検波、対数変換等を行うものである。27 is a receiving circuit on the ultrasonic device side, which performs amplification, detection, logarithmic conversion, etc. of the received signal.

２８はＡ／Ｄ変換器であり、受信回路２７の出力をディ
ジタル信号に変換するものである。28 is an A/D converter, which converts the output of the receiving circuit 27 into a digital signal.

２９はマーカ発生器であり、上記クロスモード計測の計
測ルート（ビーム・パスのルート）表示用の画像データ
を発生するものである。尚、このマーカは図示しない操
作パネルからの指示によって移動されるＪ：うにしてい
る。A marker generator 29 generates image data for displaying the measurement route (beam path route) of the cross mode measurement. Note that this marker is moved by an instruction from an operation panel (not shown).

３０はディジタル・スキャン・コンバータであり、フレ
ーム・メモリを有していて上記Ａ／Ｄ変換器２８の出力
するディジタル・データをそのデータの収集されたビー
ム位置対応のアドレスに順次更新格納してゆくと共に、
読み出しはデイスプレィ１７′ａの走査タイミングに合
せて行い、以て超音波像の収集タイミングとデイスプレ
ィ１７ａにおける表示タイミングの違いをフレーム・メ
モリを介在させることで支障のないようにコンバートす
るものである。30 is a digital scan converter, which has a frame memory and sequentially updates and stores the digital data output from the A/D converter 28 at an address corresponding to the beam position where the data is collected. With,
Reading is performed in accordance with the scanning timing of the display 17'a, so that the difference between the acquisition timing of the ultrasonic image and the display timing on the display 17a is converted without any problem by interposing the frame memory.

また、上記メモリ２２はＡモード像のデータをも更新記
憶する。ざらにまた、上記デイスプレィ１７ａは前述し
たようにデイスプレィメモリとしてビデオＲＡＭ１７ｂ
を有しており、上記カラー処理回路３２にてカラー処理
された波形特徴闇。The memory 22 also updates and stores the data of the A-mode image. In addition, as mentioned above, the display 17a has a video RAM 17b as a display memory.
The waveform characteristics are color-processed by the color processing circuit 32.

減衰係数値、音速値とＡモード像、波形特徴最と減衰係
数値と音速値の時間変化パターン等のグラフを合成回路
３３にて合成され、これを−旦格納し、その後このビデ
オＲＡＭ１７ｂ上の画像データは前記デイスプレィ１７
ａ上に表示される。Graphs such as attenuation coefficient values, sound velocity values and A-mode images, waveform characteristics, attenuation coefficient values and time change patterns of sound velocity values, etc. are synthesized in the synthesis circuit 33, which is stored once and then stored on this video RAM 17b. The image data is displayed on the display 17.
It is displayed on a.

３１はクロスモード測定のためのビーム経路におけるビ
ーム交差点の平行移動領域と測定開始位置及び移動順序
を設定するためのクロスモード測定領域設定器である。Reference numeral 31 is a cross-mode measurement area setter for setting a parallel movement area of a beam intersection in a beam path for cross-mode measurement, a measurement start position, and a movement order.

システム制御手段２５Ａはこのクロスモード測定設定領
域３１の設定に従つて測定開始位置よりクロスモード測
定のためのビーム経路を平行移動するようにシステム制
御を行う。The system control means 25A performs system control such that the beam path for cross-mode measurement is moved in parallel from the measurement start position according to the settings of the cross-mode measurement setting area 31.

詳述すると、第３図に示す５２ａは波形特徴量及び局所
音速の測定可能領域（クロスモード測定領域）であり、
この領域５２ａ内おるいはその近傍に所定の間隔で超音
波送受指向方向の交差点がある。本実施例ではクロスモ
ード測定領域設定器３１は測定開始位置を６で示すビー
ム交差領域すなわち（Ｐｕ　、　＝、　Ｐｒｒｕ）　、
　　（ＰＩ３　、　”・、　Ｐｍｚ）　。To be more specific, 52a shown in FIG. 3 is a measurable area (cross mode measurement area) for waveform features and local sound speed,
In or near this region 52a, there are intersections in the ultrasound transmission and reception direction directions at predetermined intervals. In this embodiment, the cross mode measurement area setter 31 sets the measurement start position in the beam intersection area indicated by 6, that is, (Pu, =, Prru),
(PI3, ”・, Pmz).

・・・、（Ｐｘｎ、・・・、　Ｐｍｎ）に設定し、この
位置から図示左右上方向に１画素ずつ平行移動させつつ
平均音速を求めることにより、該領ｔ４５２ａ内におけ
る波形特徴量及び所望局所の平均音速の分布を求めてい
る。そしてこの領域に対応するデイスプレィ１７ａ上に
前記組織特性化情報がカラー処理されて画像表示される
。..., (Pxn, ..., Pmn), and by calculating the average sound speed while translating one pixel at a time from this position in the upper left and right directions in the figure, the waveform feature amount and desired local area within the area t452a are determined. We are looking for the distribution of the average speed of sound. The tissue characterization information is color-processed and displayed as an image on the display 17a corresponding to this area.

また、システム制御手段２５Ａは予め定められたプログ
ラムに従い、上記マルチプレクサ１３の動作制御や上記
送信用遅延回路１５及び受信用遅延回路１６の遅延時間
の設定及び上記計算回路１８の動作制御びに切換えスイ
ッチ２６の切換え制御、マーカ発生器２つのマーカ出力
制御等を司るものである。そして、通常はＢモードのた
めの超音波スキャンを行いつつ、その合間（所定タイミ
ング毎）にクロスモード測定のための超音波送受を行う
ように制御し、Ｂモード像のリアルタイム表示と、減衰
係数値、波形特＠聞及び音速値の計算及びその結果の画
像表示及び全ビーム・バスの平均音速の計算とそのプロ
ット表示を行う。Further, the system control means 25A controls the operation of the multiplexer 13, sets the delay times of the transmission delay circuit 15 and reception delay circuit 16, controls the operation of the calculation circuit 18, and controls the changeover switch 26 according to a predetermined program. This controller controls the switching of the marker generator, the marker output control of the two marker generators, etc. While ultrasonic scanning is normally performed for B-mode, it is controlled to transmit and receive ultrasonic waves for cross-mode measurement in between (at predetermined timings), and display the B-mode image in real time and the attenuation coefficient. Calculates numerical values, waveform characteristics, and sound speed values, displays the results as images, and calculates the average sound speed of all beams and buses and displays the plots.

また、クロスモード測定に関しては例えば、マルチプレ
クサ１３の動作制御を次のように行う。Regarding cross mode measurement, for example, the operation of the multiplexer 13 is controlled as follows.

すなわち、第４図に示すように本装置では上部境界での
反射点（測定点）Ｐｌｌ及びＰｓｎ、下部境での反射点
（測定点）Ｐｍｘ及びｐｍｎに含まれる生体の目的部位
の局所波形特′ＩｊＩ１ｍを測定するに当って、超音波
ビーム送受経路ｍｘｎ本のルートをとるようにする。す
なわら、プロー１のＡｉＪ位置を超音波ビーム送受位置
とすると共にＢｉｊ位置を送受位置として用いる。そし
て、Ａｎより送受しＰｎで反射したものをＢｔ＋で受信
し、次にＡ１２より送受しＰＩ３で反射したものを８１
２で受信する。That is, as shown in FIG. 4, this device detects the local waveform characteristics of the target part of the living body included in the reflection points (measurement points) Pll and Psn at the upper boundary and the reflection points (measurement points) Pmx and pmn at the lower boundary. When measuring 'IjI1m, m x n ultrasonic beam transmission/reception routes are taken. That is, the AiJ position of the plow 1 is used as the ultrasonic beam transmission/reception position, and the Bij position is used as the transmission/reception position. Then, what is transmitted and received from An and reflected by Pn is received by Bt+, and then what is transmitted and received from A12 and reflected by PI3 is received by 81
Receive at 2.

最後にＡｍｎより送波しｐｍｎで反射したものを１３ｍ
ｎで受信するといった具合に送受を切換えるようにする
ことによって、前記クロスモード測定領域５２ａ仝体を
走査し、しかも超音波ビームの送受方向の指向特性をθ
なる同一角度とするようにしている。また、計測ルート
を領域としたことで、統計処理ができ、以て誤差の縮減
を可能にしていると共に、領域全体の平均的な波形特徴
凹の深さ依存性を測定でき、これらのデータから減衰係
数と波形時ｗｉｔを計測できるようにしている。Finally, the wave transmitted from Amn and reflected at pmn is 13m
By switching the transmission and reception such that reception is received at θ, the body of the cross-mode measurement area 52a is scanned, and the directivity characteristics of the ultrasonic beam in the transmission and reception directions are adjusted to θ.
I try to keep the same angle. In addition, by setting the measurement route as a region, statistical processing can be performed, thereby reducing errors, and the depth dependence of the average waveform feature concavity of the entire region can be measured, and from this data. It is possible to measure the attenuation coefficient and waveform wit.

このような構成から成る装置の作用、効果について説明
する。The operation and effects of the device having such a configuration will be explained.

本装置ではクロスモード測定は第４図に示すように、ｍ
ｘｎ個のルートＰ１１．−Ｐｔｎ、　・Ｐｍｎを用いて
計測するものとする。そしてＢモードの超音波電子スキ
ャンの合間を縫って所定のタイミングで切換スイッチ２
６が端子Ｂ側からＸ側に順次切換えられ、波形特徴量及
び音速値測定が行われる。また減衰係数の測定゛は後述
のように行われる。With this device, cross mode measurement is performed as shown in Figure 4.
xn routes P11. -Ptn, -Pmn shall be used for measurement. Then, at a predetermined timing between the ultrasonic electronic scans in B mode, selector switch 2 is pressed.
6 is sequentially switched from the terminal B side to the X side, and waveform feature amounts and sound velocity values are measured. Furthermore, the measurement of the damping coefficient is carried out as described below.

具体的に説明すると、先ずはじめにシステム制御手段２
５Ａの制御のもとに切換えスイッチ２６が端子Ｂ側に切
換えられ、また、マルチプレクサ１３はリニア電子スキ
ャンのための選択が行われると共に、遅延回路１５．１
６はりニヤ電子スキャンのための遅延時間が設定され、
これら遅延時間を以て、上記マルチプレクサ１３の選択
した振動子群より超音波送受が行われる。この受信信号
の合成出力は受信回路２７により増幅、検波され、Ａ／
Ｄ変換器２８にてディジタルデータに変換されてディジ
タル・スキャン・コンバータ３０に入力させる。そして
、超音波スキャン位置に対応するディジタル値 ーム・メモリ位置にデータを格納させる。スキャン位置
を順にシフトさせながら、このような超音波スキャンが
順次酸されてディジタル・スキャン・コンバータ３０に
は超音波Ｂモード像が形成される。To explain specifically, first, the system control means 2
5A, the selector switch 26 is switched to the terminal B side, the multiplexer 13 is selected for linear electronic scanning, and the delay circuit 15.1 is switched to the terminal B side.
6 Delay time for linear electronic scanning is set,
With these delay times, ultrasonic waves are transmitted and received from the transducer group selected by the multiplexer 13. The combined output of this received signal is amplified and detected by the receiving circuit 27, and the A/
The data is converted into digital data by the D converter 28 and input to the digital scan converter 30. The data is then stored in the digital value memory location corresponding to the ultrasound scan location. While sequentially shifting the scan position, these ultrasonic scans are sequentially processed to form an ultrasonic B-mode image in the digital scan converter 30.

所定のタイミングにおいてシステム制御手段２５Ａは切
換えスイッチ２６を端子Ｘ側に切換える。そしてクロス
モード測定に入る。この測定は始めに、上記設定器３１
により設定された始点位置におけるＰｎのルートで行わ
れ、波形特徴量及び音速の測定が行われる。At a predetermined timing, the system control means 25A switches the changeover switch 26 to the terminal X side. Then enter cross mode measurement. This measurement begins with the setting device 31
The measurement is performed along the route Pn at the starting point position set by , and the waveform feature amount and sound speed are measured.

すなわち、上記システム制御手段２５Ａの制御により、
送信用遅延回路１５の遅延時間が設定される。この遅延
時間は隣接する各振動子間における遅延時間差τ０がτ
ｏ　＝　（ｄ／Ｃｏ　）ｓｉｎθＯの関係になるように
設定される。そして、マルチプレクサ１３の切換え動作
により、プローブ１のＡ点に屈する振動子群Ｔ１乃至Ｔ
３２とパルサ１４の出力端とが接続される。That is, under the control of the system control means 25A,
The delay time of the transmission delay circuit 15 is set. This delay time is determined by the delay time difference τ0 between adjacent oscillators.
The relationship is set so that o=(d/Co)sinθO. Then, by the switching operation of the multiplexer 13, the transducer groups T1 to T that bend to the point A of the probe 1 are
32 and the output end of the pulser 14 are connected.

また、クロック発振器２１によりレートパルスが発生さ
れこれが送信遅延回路１５を介してパルサ１４に入力さ
れる。すると、パルサ１４より対応する送信遅延回路１
５の遅延時間分ずれたタイミングで励振パルスが出力さ
れ、振動子Ｔ１乃至Ｔ３２のうち、該パルサの対応する
振動子に入力され、振動子は超音波を発生する。そして
、上記遅延時間により定まる所定方向θに超音波ビーム
として送波される。Further, a rate pulse is generated by the clock oscillator 21 and is input to the pulser 14 via the transmission delay circuit 15. Then, from the pulser 14, the corresponding transmission delay circuit 1
An excitation pulse is outputted at a timing shifted by a delay time of 5, and is input to a corresponding one of the pulsators among the oscillators T1 to T32, and the oscillator generates an ultrasonic wave. Then, the ultrasonic beam is transmitted in a predetermined direction θ determined by the delay time.

一方、システム制御手段２５Ａの制御により、受信用遅
延回路１６の遅延時間が設定され、マルチプレクサ１３
の切換え動作により、プローブ１の８１１点に属する振
動子群Ｔ９□乃至Ｔ１２８と前記受信用遅延回路１６の
入力端とが接続される。これにより、プローブ１のＡｎ
点に属する振動子群より被検体に向って送波された超音
波ビームは、点Ｐｚ１での反射弁がプローブ１のＢｔｔ
点に属する振動子群により受信され、そのエコーは受信
用遅延回路１６により、送信の場合と同様の時間差を与
えられた後に合成され、出力される。On the other hand, under the control of the system control means 25A, the delay time of the receiving delay circuit 16 is set, and the multiplexer 13
By the switching operation, the transducer groups T9□ to T128 belonging to the 811 points of the probe 1 are connected to the input terminal of the reception delay circuit 16. As a result, the An of probe 1
The ultrasonic beam transmitted toward the subject from the transducer group belonging to the point is
The echoes are received by the transducer group belonging to the point, and the echoes are synthesized and output after being given the same time difference as in the case of transmission by the reception delay circuit 16.

この受信用遅延回路１６よりの受信エコー合成出力は、
受信回路１９により増幅、検波された後、Ａ／Ｄ変換器
２０によりディジタル値に変換され、メモリ２２に書き
込まれる。メモリ２２ではクロック発振器２０の出力す
るクロック信号により、超音波ビームの送信毎に所定の
タイ゛ミングをもって、アドレスが更新され、且つ、シ
ステム制御手段２５Ａにより、古き込み制御が成されて
、測定点からのエコーが時間との対応をもった形で記憶
される。The reception echo synthesis output from this reception delay circuit 16 is
After being amplified and detected by the receiving circuit 19, it is converted into a digital value by the A/D converter 20 and written into the memory 22. In the memory 22, the address is updated at a predetermined timing every time an ultrasound beam is transmitted by the clock signal output from the clock oscillator 20, and the system control means 25A performs old-time control to update the address at the measurement point. The echoes from the time are stored in a form that corresponds to time.

プローブ１のＡｔｔ点、８１１点のそれぞれに属する振
動子群より、上述した超音波送受が複数回行われる場合
には、処理回路２３の作用により受信エコーの加算平均
が行われ、Ｐｎのルートにおける超音波の送波より受波
までの時間ｔ１１の計測及び波形特徴はの計測に供され
る。When the above-mentioned ultrasonic transmission and reception is performed multiple times from the transducer groups belonging to the At points and the 811 points of the probe 1, the processing circuit 23 performs the averaging of the received echoes, and the The time t11 from the transmission of the ultrasonic wave to the reception of the ultrasonic wave is measured, and the waveform characteristics are measured.

この作業が終るとシステム制御手段２５Ａは切換えスイ
ッチ２６を再び端子Ｂ側に切換え、Ｂモード像の収集に
入る。そして、所定タイミング時にシステム制御手段２
５Ａは切換えスイッチ２６を端子Ｘ側に切換え、Ｂ２の
ルートにおけるクロスモード測定に移る。When this work is completed, the system control means 25A switches the selector switch 26 to the terminal B side again, and starts collecting B-mode images. Then, at a predetermined timing, the system control means 2
5A switches the selector switch 26 to the terminal X side and moves on to cross mode measurement on the route B2.

すると、システム制御手段２５Ａの制御によりマルチプ
レクサ１３が動作して、今度はＡｔｔ点に属する振動子
群に変えて１日−１１のＡ１２点に属する振動子群とパ
ルサ１４の出力端が接続される。Then, the multiplexer 13 is operated under the control of the system control means 25A, and the output terminal of the pulser 14 is now connected to the transducer group belonging to the A12 point of 1-11 instead of the transducer group belonging to the At point. .

またＢ＋１点に属する振動子群に変えてプローブ１の８
１２点に属する振動子群と受信用遅延回路１６の入力端
とが接続され、プローブ１のＡ１２点に属する振動子群
より送波された超音波の点Ｐ１２での反射成分が、プロ
ーブ１の８１２点に屈する振動子群により受波される。Also, instead of the transducer group belonging to point B+1, probe 1's 8
The transducer group belonging to the 12 points and the input end of the reception delay circuit 16 are connected, and the reflected component at the point P12 of the ultrasonic wave transmitted from the transducer group belonging to the A12 point of the probe 1 is reflected at the point P12 of the probe 1. The wave is received by a group of oscillators bent at 812 points.

その受信エコーは受信用遅延回路１６により、送波の場
合と同様な時間差を与えられた後に合成されて出力され
る。The reception echoes are given a time difference similar to that for transmission by the reception delay circuit 16, and then synthesized and output.

受信エコーの合成出力は、上述の場合と同様に受信回路
１９により増幅、検波された後、ＰＩ２のルートにあけ
る超音波の送波より、受波までの時間ｔ１２の計測及び
波形特徴最の計測に供される。The synthesized output of the received echoes is amplified and detected by the receiving circuit 19 in the same way as in the above case, and then from the ultrasonic wave transmission in the route of PI2, the time t12 until reception is measured and the waveform characteristics are measured. served.

この作業が終るとシステム制御手段２５Ａは切換スイッ
チ２６を再び端子Ｂ側に切換え、Ｂモード像の収集に入
る。そして、所定タイミング時にシステム制御手段２５
Ａは切換えスイッチ２６を端子Ｘ側に切換え、ＰＩ３の
ルートにおけるクロスモード測定に移る。同様な手順で
ｐｍｒ＋のルートにおける超音波の散乱波形及び送波よ
り受波までの時間ｔｍｎの計測及び波形特徴旦の計測に
供される。When this work is completed, the system control means 25A switches the selector switch 26 to the terminal B side again, and starts collecting B-mode images. Then, at a predetermined timing, the system control means 25
A switches the selector switch 26 to the terminal X side and moves on to cross mode measurement on the route of PI3. The same procedure is used to measure the scattered waveform of the ultrasonic wave in the pmr+ route, the time tmn from transmission to reception, and the measurement of waveform characteristics.

この作業が終るとシステム制御手段２５Ａは切換えスイ
ッチ２６を再び端子Ｂ側に切換え、Ｂモード像の収集に
入る。そして、所定タイミング時にシステム制御手段２
５Ａは切換えスイッチ２６を端子Ｘ側に切換え、Ｐｎの
ルートにおけるクロスモード測定に移る。このような動
作がくり返されて設定領域内まで計測ルートがシフトさ
れ、各ルート別に（ルート１１からルートｍｒ＋までの
）エコー信号が加ｐ平均される。またリアルタイムＢモ
ード像が表示されていく。When this work is completed, the system control means 25A switches the selector switch 26 to the terminal B side again, and starts collecting B-mode images. Then, at a predetermined timing, the system control means 2
5A, the selector switch 26 is switched to the terminal X side, and the process moves to cross mode measurement on the Pn route. Such operations are repeated to shift the measurement route to within the set area, and the echo signals for each route (from route 11 to route mr+) are averaged. Also, a real-time B-mode image is displayed.

このようにして所定回加算平均され、記憶されたデータ
はメモリ２２より読み出され、波形解析回路２４により
波形性！！！問及びそのピークを示すデータが調べられ
て、そのデータが格納されたアドレスの情報として計算
回路１Ｂに送られる。そして、計算回路１８によりそれ
らをもとにＰｌｌ。The data thus added and averaged a predetermined number of times and stored is read out from the memory 22 and checked by the waveform analysis circuit 24 to determine the waveform characteristics. ! ! Data indicating the question and its peak are examined and sent to the calculation circuit 1B as information on the address where the data is stored. Then, the calculation circuit 18 performs Pll based on these.

・・・、Ｐｍｎのルート別における超音波の送波から上
記ピークまでの時間ｔ１？、・・・、ｔｍｎが計算され
る。..., time t1 from ultrasound transmission to the above peak for each route of Pmn? ,..., tmn are calculated.

その後、更に各ルート別音速値ｖ１１．・・・。After that, the sound speed value v11 for each route. ....

ｙｍｎ及び全ビーム・バスにおける平均音速値Ｖが計算
される。ymn and the average sound velocity value V in the entire beam bus is calculated.

第５図（ａ）乃至（ｅ゛）はこのようなりロスモード測
定法によって得られた各散乱波形を示すもので、縦軸は
振幅Ａ、横軸は時間ｔセある。ここで、Ａｌｊ・・・Ａ
ｍｊはそれぞれルートＰ１ｊからＰｎｊまでの散乱波形
のピーク振幅値を示している。また第５図（ｆ＞は上記
散乱波形のピーク振幅値の深さ依存性から散乱信号の減
衰係数を求める原理図である。ここで縦軸は振幅Ａの対
数値、横軸は超音波伝播距離Ｘであり、減衰係数α［ｄ
Ｂ／）ｆｅｚ　／　ｃｍ　］が次式のように最小２乗法
により計測される。FIGS. 5(a) to 5(e) show each scattering waveform obtained by such a loss mode measurement method, where the vertical axis is the amplitude A, and the horizontal axis is the time t. Here, Alj...A
mj indicates the peak amplitude value of the scattered waveform from routes P1j to Pnj, respectively. In addition, Fig. 5 (f> is a principle diagram for determining the attenuation coefficient of the scattered signal from the depth dependence of the peak amplitude value of the above-mentioned scattered waveform. Here, the vertical axis is the logarithm of the amplitude A, and the horizontal axis is the ultrasonic propagation The distance is X, and the attenuation coefficient α[d
B/)fez/cm] is measured by the least squares method as shown in the following equation.

α＝２０（１ｏ（Ｊ（Ａｏ　）−ｌｏｇ（Ａｉｊ　）／
（ｆ−Ｘ）　　＝（５）ここで、ｆは超音波の中心周波
数である。α=20(1o(J(Ao)−log(Aij)/
(f-X) = (5) where f is the center frequency of the ultrasound.

また、第６図（ａ）、（ｂ）はクロスモード測定法によ
って得られた散乱波形を示すもので、縦軸は振幅Ａ、横
軸は時間ｔである。各々の散乱波形のピーク値をＡｐと
したとき、第６図（ａ）においてＡｐからＸ　［ｄＢ］
例えば３　［ｄ１３］ダウンした位置での波形幅Ｗが求
められる。また第６図（ｂ）においてはＡｐとＷとで囲
まれた領域の面積値Ｓが求められる。これらピーレ値Ａ
ｐ、波形幅Ｗ。Moreover, FIGS. 6(a) and 6(b) show scattered waveforms obtained by the cross-mode measurement method, in which the vertical axis is the amplitude A, and the horizontal axis is the time t. When the peak value of each scattering waveform is Ap, in Fig. 6 (a), from Ap to X [dB]
For example, the waveform width W at the position down by 3 [d13] is determined. Further, in FIG. 6(b), the area value S of the region surrounded by Ap and W is determined. These peel values A
p, waveform width W.

面積Ｓ等は散乱波形の波形特徴量を示している。The area S and the like indicate the waveform feature amount of the scattered waveform.

そしてカラー処理回路３２では、これらの値を基に第４
図に王で示す中央の画素の色及び輝度を設定し、図示し
ないメモリ内のこの画素Ｔに対応するアドレスに記憶す
る。例えば、音速値だけをＢモード像と重畳表示させる
べく設定されていれば、音速値に対応する赤色で所定の
輝度として記憶され、また、音速値、減衰係数値、波形
幅値を全てＢモード像と重畳させるのであれば、これら
の色および輝度が合成されたものとして記憶される。Then, the color processing circuit 32 calculates the fourth color based on these values.
The color and brightness of the central pixel indicated by a circle in the figure are set and stored at an address corresponding to this pixel T in a memory (not shown). For example, if only the sound speed value is set to be displayed superimposed on the B mode image, the sound speed value, attenuation coefficient value, and waveform width value will all be stored in red color corresponding to the sound speed value as a predetermined brightness, and all of the sound speed value, attenuation coefficient value, and waveform width value will be displayed in the B mode image. If superimposed on an image, these colors and luminances are stored as a composite.

つぎに、このビーム交差領域（Ｐｌｔ、・・・、　ｐｍ
ｎで囲まれた領域）を前記クロスモード測定領域設定器
３１により１画素ずつ平行移動させ、カラー表示させよ
うとするクロスモード測定頭Ｍ５２ａのすべての画素に
ついて行う。そして、該領域５２ａのすべての画素につ
いてカラー処理が終了したらＢモード像に重畳ざ゛せて
デイスプレィ１７ａ上に画像表示する。また、このカラ
ー処理された画素の情報はデイスプレィ１７ａ上の対応
する位置に随時画像表示させるようにしてもよい。Next, this beam intersection region (Plt,..., pm
The area surrounded by n) is translated pixel by pixel by the cross-mode measurement area setter 31, and this is performed for all pixels of the cross-mode measurement head M52a to be displayed in color. When color processing is completed for all pixels in the area 52a, the image is displayed on the display 17a, superimposed on the B-mode image. Further, the information on the color-processed pixels may be displayed as an image at a corresponding position on the display 17a at any time.

従って、通常モードではＢモード像に重畳して所定領域
内の音速値、減衰係数値、波形幅値がカラーで画像表示
され、同時にこれらのうちマーカ発生器２９で指定した
部分の数値と波形特徴量及び平均音速時間変化図、平均
減衰係数値変化図。Therefore, in the normal mode, the sound velocity value, attenuation coefficient value, and waveform width value within a predetermined area are displayed in color, superimposed on the B-mode image, and at the same time, the numerical values and waveform characteristics of the portion specified by the marker generator 29 are displayed. Fig. 3 is a diagram of changes in the amount and average sound speed over time, and a diagram of changes in the average attenuation coefficient value.

平均波形特微量値時間変化図が順次更新されて表示され
る。The average waveform characteristic quantity value time change diagram is updated and displayed in sequence.

このようなデイスプレィ１７ａの表示例を第７図に示す
。A display example of such a display 17a is shown in FIG.

図中５１はＢモード像、４５はカラー処理された組織特
性化情報を画像表示せる前記カラー表示領域、５２は前
記マーカ発生器２９により移動、されるビーム交差領域
マーカ、５３は上記交差領域マーカ５２で指定された部
位で得られたビーム・バス・ルート別のＡモード像、５
４は上記交差領域マーカ５２で指定された部位の減衰係
数値であり、５５は同様にして得られた対象部位の平均
音速値であり、５６は同様にして得られた平均波形特徴
但である。尚、この交差領域マーカ５２は本発明では必
ずしも必要ではなく、カラー表示領域だけをＢモード像
５１とともにデイスプレィ１７ａ上に表示させてもよい
。尚、Ｖ５５はこれらｍｘｎ個のルートの平均音速値で
ある。このように本実施例によれば、組織特性化情報を
視覚に訴えることが可能となるので、被検体の異常部位
を全体的且つ容易に判断できるようになる。また本実施
例では交差領域マーカ５２で特定部分を数値で表示させ
ることもできる。従って、特定部分の組織特性化情報を
数値として表示させることもできる。In the figure, 51 is a B-mode image, 45 is the color display area for displaying color-processed tissue characterization information, 52 is a beam intersection area marker that is moved by the marker generator 29, and 53 is the intersection area marker. A-mode image by beam bus route obtained at the site specified in 52, 5
4 is the attenuation coefficient value of the part specified by the intersection area marker 52, 55 is the average sound velocity value of the target part obtained in the same way, and 56 is the average waveform characteristic obtained in the same way. . Note that this intersection area marker 52 is not necessarily necessary in the present invention, and only the color display area may be displayed on the display 17a together with the B-mode image 51. Note that V55 is the average sound velocity value of these m×n routes. As described above, according to the present embodiment, tissue characterization information can be visualized, so that an abnormal region of a subject can be comprehensively and easily determined. Further, in this embodiment, a specific portion can also be displayed numerically using the intersection area marker 52. Therefore, the tissue characterization information of a specific portion can also be displayed as a numerical value.

ところで、以上クロスモード測定での超音波送受波にお
いて、本装置は超音波ビームの偏向角θをいずれの場合
もθ度とし、等しくする。By the way, in the ultrasonic wave transmission and reception in the cross-mode measurement described above, the present device sets the deflection angle θ of the ultrasonic beam to θ degrees and makes them equal in both cases.

従って、これにより点Ｐ１１から点Ｐｔｎまで・・・及
び点Ｐｍ１から点Ｐｍｎまでは、プローブ１の超音波送
受波面に対して平行な位置関係にあり、点Ｐ１ｔから点
Ｐｒ＋ｕまで・・・及び点Ｐｔｎから点Ｐｍｎまでは、
プローブ１の超音波送受波面に対して垂直な位置関係に
ある。Therefore, from point P11 to point Ptn... and from point Pm1 to point Pmn are in a positional relationship parallel to the ultrasonic wave transmitting/receiving surface of probe 1, and from point P1t to point Pr+u... and point From Ptn to point Pmn,
The positional relationship is perpendicular to the ultrasonic wave transmitting/receiving surface of the probe 1.

ここに点Ｐ１１．・・・１点Ｐ１ｎ及び点Ｐｒｒｕ、・
・・２点Ｐｍｎは、被検体内組織における超音波反射点
であるが、同時にプローブ１のＡｎ点、白１１点、・・
・。Here point P11. ...1 point P1n and point Prru,
...The two points Pmn are ultrasound reflection points in the internal tissue of the subject, but at the same time, the An point of the probe 1, the white point 11,...
・.

ＡｌｌＩｎ点、Ｂｍｎ点のそれぞれに属する振動子群に
よる超音波送受指向方向の交点を意味するものである。It means the intersection of the ultrasonic transmission/reception directional directions by the transducer groups belonging to the AllIn point and the Bmn point, respectively.

そこで上述した超音波送受波により得られた時間ｔ１１
．・・・、ｔｍｎを用いて計算回路１８には次の演算を
実行させる。関心領域内の平均の音速Ｃａは次式のよう
に求められる。Therefore, the time t11 obtained by the above-mentioned ultrasonic wave transmission and reception
．． . . , tmn is used to cause the calculation circuit 18 to execute the following calculation. The average sound velocity Ca within the region of interest is determined by the following equation.

・・・（６） この（６）式により算出された平均音速は被検体内組織
の局所（この場合、点Ｐ１１２点Ｐｒｎ、点Ｐｍｔ及び
点ｐｍｎで囲まれた関心領域）における音速を表してい
る。...(6) The average sound velocity calculated by this equation (6) represents the sound velocity in the local tissue of the subject's body (in this case, the region of interest surrounded by points P112, Prn, Pmt, and pmn). There is.

このように、点Ｐｎから点Ｐｍｎでのｍｘｎ個の超音波
の反射成分より、被検体内組織の局所における音速を算
出することができるのであるから、超音波の送受波に使
用する振動子マルチプレクサ１３により、適宜に切換え
、超音波の送受における指向方向の交点位置を変えるこ
とにより、偏向角θを変えることなく、被検体内組織の
複数局所における音速を求めることができる。In this way, the sound velocity locally in the internal tissue of the subject can be calculated from the reflected components of mxn ultrasound waves from point Pn to point Pmn. Therefore, the transducer multiplexer used for transmitting and receiving ultrasound waves 13, by appropriately switching and changing the intersection position of the directional directions in the transmission and reception of ultrasonic waves, it is possible to obtain sound velocities at a plurality of localities in the internal tissue of the subject without changing the deflection angle θ.

また、フリーズ像を見たい場合にはシステム制御手段２
５Ａにフリーズ指令を与える。これは図示しないがフリ
ーズ指令スイッチなどを設けてこれをオペレータが操作
することで行う。この指令を受けるとシステム制御手段
２５Ａは上記クロスビーム超音波波形及び音速情報を得
るための測定に供する超音波ビーム送受経路全部のデー
タ収集後、直ちに、得られている超音波断層像のフリー
ズを順次実行するように制御する。そして、各ルートに
おける音速値を求め、これを第８図のようにデイスプレ
ィ１７ａに表示すると共に時間変化図に表示した減衰係
数値、波形特徴最及び音速値の平均値及び分散値５９，
６０．６２をプロットし表示する。In addition, if you want to see the frozen image, the system control means 2
Give freeze command to 5A. Although not shown in the drawings, this is accomplished by providing a freeze command switch or the like and operating the switch by the operator. Upon receiving this command, the system control means 25A immediately freezes the obtained ultrasonic tomographic image after collecting data on all the ultrasonic beam transmission and reception paths used for measurement to obtain the cross-beam ultrasonic waveform and sound velocity information. Control execution sequentially. Then, the sound speed values for each route are determined and displayed on the display 17a as shown in FIG.
Plot and display 60.62.

この時の表示画像はＢモード像を含め、時間的にはほぼ
一致しているので、これを記録保存すれば、ある時点で
の総合的な測定データとして極めて有用である。The displayed images at this time, including the B-mode image, are almost the same in terms of time, so if these are recorded and saved, they are extremely useful as comprehensive measurement data at a certain point in time.

フリーズ指令を解除すれば、先に説明した通常モードで
の測定表示に戻り、リアルタイムでの８モ一ド像表示と
波形特＠口及び音速値の逐次更新された画像表示が実施
される。When the freeze command is released, the measurement display returns to the normal mode described above, and an 8-mode image display and an image display in which waveform characteristics and sound velocity values are sequentially updated are performed in real time.

以上本発明について説明したが、本発明は上記しかつ図
面に示す実施例に限定されるものではなく、その要旨を
変更しない範囲内で適宜変形して実施し得るもので必る
。Although the present invention has been described above, the present invention is not limited to the embodiments described above and shown in the drawings, but can be implemented with appropriate modifications within the scope of the invention.

［発明の効果］ 以上詳述したように本発明によれば、被検体の異常部位
を全体的且つ視覚的に判断できる超音波診断装置の提供
ができる。[Effects of the Invention] As described in detail above, according to the present invention, it is possible to provide an ultrasonic diagnostic apparatus that can visually determine an abnormal region of a subject as a whole.

【図面の簡単な説明】[Brief explanation of the drawing]

第１図は本発明実施例の超音波診断装置を示すブロック
図、第２図（ａ）乃至（Ｃ）はカラー処理回路の変換テ
ーブルの説明図、第３図はビーム交差領域の移動の説明
図、第４図は本実施例装置の超音波スキャンの原理を説
明するための図、第５図（ａ）乃至（ｆ）は本実施例装
置で散乱波形から減衰係数を求める原理を説明するため
の図、第６図（ａ＞、（ｂ）は本実施例装置で散乱波形
の波形特徴間値を求める原理を説明するための図、第７
図は本発明超音波診断装置によって通常得られるデイス
プレィ表示例を示す図、第８図は本発明超音波診断装置
によってフリーズ時得られるデイスプレィ表示例を示す
図、第９図はクロスビーム法を示す原理図、第１０図（
ａ＞乃至（ｄ＞は超音波伝播時間の測定法を示すタイム
チャート、第１１図はクロスモードにおける超音波ビー
ムの拡がりを説明する図、第１２図は従来の超音波診断
装置においての超音波送受を示す説明図であり、第１３
図及び第１４図はそれぞれ従来の超音波診断装置によっ
て通常時及びフリーズ時に得られるデイスプレィ表示例
を示す図である。 １７・・・表示部、　　　　１７ａ・・・デイスプレィ
、３２・・・カラー処理回路、３３・・・合成回路、５
１・・・Ｂモード像、　　５２・・・交差領域マーカ、
５２ａ・・・クロスモード測定領域、 ５３・・・Ａモード像、　　５４・・・減衰係数値、５
５・・・平均音速値。 代理人　弁理士　則　　近　　憲　　缶周　　　　　近
　　藤　　　　　　猛 輌Ｓｔｒ匂　　　　　　　駕Ｃ稟要 第　　３　図 （ａ）　　　　　（ｂ）　　　　　　（ｃ）第５図 ｔ（時間） （ｂ） 弔６図 −一一一三 ４丁 第１０図 第１２図 第１３図FIG. 1 is a block diagram showing an ultrasonic diagnostic apparatus according to an embodiment of the present invention, FIGS. 2(a) to (C) are explanatory diagrams of a conversion table of a color processing circuit, and FIG. 3 is an explanation of movement of a beam intersection area. Figures 4 and 4 are diagrams for explaining the principle of ultrasonic scanning using the apparatus of this embodiment, and Figures 5 (a) to (f) illustrate the principle of determining the attenuation coefficient from the scattered waveform using the apparatus of this embodiment. Figure 6 (a>, (b) is a diagram for explaining the principle of determining the inter-waveform feature values of the scattered waveform using the device of this embodiment.
The figure shows an example of a display normally obtained by the ultrasonic diagnostic apparatus of the present invention, FIG. 8 shows an example of a display obtained by the ultrasonic diagnostic apparatus of the present invention when frozen, and FIG. 9 shows the cross-beam method. Principle diagram, Figure 10 (
a> to (d> are time charts showing the measurement method of ultrasonic propagation time, Fig. 11 is a diagram explaining the spread of an ultrasonic beam in cross mode, Fig. 12 is an ultrasonic wave in a conventional ultrasonic diagnostic device It is an explanatory diagram showing transmission and reception, and the thirteenth
14 and 14 are diagrams showing examples of display displays obtained by a conventional ultrasonic diagnostic apparatus in a normal state and in a frozen state, respectively. 17...Display unit, 17a...Display, 32...Color processing circuit, 33...Composition circuit, 5
1...B mode image, 52...Intersection area marker,
52a...Cross mode measurement area, 53...A mode image, 54...Attenuation coefficient value, 5
5... Average sound speed value. Agent Patent Attorney Nori Ken Ken Kanshu Kondo Takeshi Str. Ding Figure 10 Figure 12 Figure 13

Claims (3)

【特許請求の範囲】[Claims] （１）被検体に向けて送波された超音波の反射成分に基
づいて得られた超音波断層像と該被検体の目的部位の組
織特性化情報とを表示して診断に供する超音波診断装置
において、前記組織特性化情報をカラー処理するカラー
処理手段と、このカラー処理された組織特性化情報と前
記超音波断層像とを重畳して表示する表示部とを備えた
ことを特徴とする超音波診断装置。(1) Ultrasound diagnosis that displays ultrasound tomographic images obtained based on reflected components of ultrasound waves transmitted toward a subject and tissue characterization information of the target region of the subject for diagnosis. The apparatus is characterized by comprising a color processing means for color processing the tissue characterization information, and a display section for superimposing and displaying the color-processed tissue characterization information and the ultrasound tomographic image. Ultrasound diagnostic equipment. （２）前記組織特性化情報は被検体中の散乱波形の波形
特徴量及び音の伝播速度値からなるものである特許請求
の範囲第１項記載の超音波診断装置。(2) The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1, wherein the tissue characterization information consists of a waveform feature amount of a scattered waveform in the subject and a sound propagation velocity value. （３）前記組織特性化情報はクロスビーム法により得ら
れたものである特許請求の範囲第１項記載の超音波診断
装置。(3) The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1, wherein the tissue characterization information is obtained by a cross beam method.