JPH0636794B2 - Ultrasonic tissue diagnostic device - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】 ［発明の技術分野］ 本発明は超音波を生体内に送受波して医学的な診断情報
を得る超音波組織診断装置に係り、特に超音波の生体組
織との相互作用で生じる非線形現像を用いて生体の組織
診断を行う超音波組織診断装置に関するものである。TECHNICAL FIELD OF THE INVENTION The present invention relates to an ultrasonic tissue diagnostic apparatus for transmitting and receiving ultrasonic waves to and from a living body to obtain medical diagnostic information, and particularly to the mutual interaction of ultrasonic waves with living tissue. The present invention relates to an ultrasonic tissue diagnostic apparatus for diagnosing a tissue of a living body by using a non-linear development caused by an action.

［発明の技術的背景］ 超音波組織診断装置として生体内における音速を測定す
ることにより生体組織に対する医学的診断を行う方式の
ものと、生体組織の非線形パラメータと音速の逆数の２
乗との積を計測し、その値から生体組織に対する医学的
評価を加える方式のものとがある。[Technical background of the invention] An ultrasonic tissue diagnostic apparatus that performs a medical diagnosis on a living tissue by measuring the sound velocity in the living body, and a nonlinear parameter of the living tissue and the reciprocal of the sound velocity are 2
There is a method of measuring the product of the power and adding a medical evaluation to the living tissue from the value.

［背景技術の問題点］ 上述した各方式の超音波組織診断装置にはそれぞれ大き
な問題があった。先ず、生体内における音速を測定する
ことにより診断を行う方式の診断装置には音速の変化を
伴わない病変を検知することができないという問題があ
る。即ち、生体組織が病変していても音速が変化しない
場合があり、そのような場合、音速が正常値であるので
病変を見逃してしまうことになる。また、生体組織の非
線形パラメータと音速の逆数の２乗の積を計測し、得た
値（演算値）により診断を行う方式の超音波診断装置に
は、病変によって生体組織の非線形パラメータが変化し
ても病変により生体組織の音速も変化し、その結果上記
の計測値が変化しない場合には病変を発見できないとい
う問題がある。即ち、生体組織が病変し、その非線形パ
ラメータが例えば＋２０％変化していても、生体組織の
音速もその病変によって例えば＋１０％変化していれば
演算値は正常値と何等変りのない値になる。従って、病
変を見逃してしまう。[Problems of Background Art] The above-described ultrasonic tissue diagnostic apparatuses of the respective systems have major problems. First, there is a problem that a diagnosis apparatus of a system that makes a diagnosis by measuring the speed of sound in a living body cannot detect a lesion without a change in the speed of sound. That is, the sound velocity may not change even if the living tissue has a lesion, and in such a case, the lesion is missed because the sound velocity has a normal value. In addition, in an ultrasonic diagnostic apparatus of a system in which a product of a nonlinear parameter of a biological tissue and a square of a reciprocal of a sound velocity is measured and a diagnosis is performed based on the obtained value (calculated value), the nonlinear parameter of the biological tissue changes due to a lesion. However, the sound velocity of the living tissue also changes due to the lesion, and as a result, if the measured value does not change, the lesion cannot be found. That is, even if the living tissue is lesioned and the nonlinear parameter thereof is changed by, for example, + 20%, if the sound velocity of the living tissue is also changed by, for example, + 10%, the calculated value is the same as the normal value. . Therefore, the lesion is missed.

［発明の目的］ 本発明は同一生体組織の音速（Ｃ）とパラメータ（Ｋ）
との２種類の生体情報を計測し、そして音速（Ｃ）と非
線形パラメータ（Ｂ／Ａ）との２つの情報を個別的に算
出するこにより従来発見することができなかった病変を
発見できるようにすることを目的とする。[Object of the Invention] The present invention is directed to the sound velocity (C) and parameter (K) of the same living tissue
By measuring two kinds of biological information such as and, and individually calculating two information of sound velocity (C) and nonlinear parameter (B / A), it is possible to discover a lesion that could not be found in the past. The purpose is to

［発明の概要］ 本発明は上記目的を達成するため複数の超音波振動子を
配列した超音波振動子アレイと、この超音波振動子アレ
イの各振動子と接続され、送信に使用する複数の隣接す
る第１の振動子群とこの第１の振動子群と所定距離離れ
た送信に使用する第２の振動子群とを送受で切換えるス
イッチ部と、この第１の振動子群から所定の方向へ超音
波が送波されるように第１の振動子群の各振動子へ時間
差を持った駆動パルスを供給する送波部と、所定の方向
からの超音波エコーを受波するように第２の振動子群の
各振動子から供給される受信信号を時間差を与えて加算
する受波部と、この超音波送波から受波までの伝播時間
を計測する伝播時間計測部と、上記第１の振動子群の駆
動パルスの駆動電圧を制御する駆動電圧制御部と、上記
第２の振動子群で受波された超音波エコーの駆動電圧依
存性を計測し、駆動電圧依存パラメータを計算する電圧
依存パラメータ計測部と、上記伝播時間計測部と電圧依
存パラメータ計測部とから得られたデータに基づいて非
線形パラメータを算出するパラメータ計測部とを備えた
ことを特徴とするものである。[Summary of the Invention] In order to achieve the above object, the present invention provides an ultrasonic transducer array in which a plurality of ultrasonic transducers are arranged, and a plurality of ultrasonic transducers connected to each ultrasonic transducer array and used for transmission. A switch unit that switches between an adjacent first transducer group and a second transducer group used for transmission that is separated from the first transducer group by a predetermined distance by transmission and reception, and a predetermined transducer from the first transducer group. To transmit a drive pulse with a time difference to each transducer of the first transducer group so that an ultrasonic wave is transmitted in a direction, and to receive an ultrasonic echo from a predetermined direction A wave receiving unit that gives a time difference and adds received signals supplied from the respective vibrators of the second vibrator group; a propagation time measuring unit that measures a propagation time from the ultrasonic wave transmission to the wave reception; A drive voltage control unit for controlling a drive voltage of a drive pulse of the first vibrator group; It is obtained from the voltage-dependent parameter measuring unit that measures the driving voltage dependency of the ultrasonic echo received by the transducer group of No. 2 and calculates the driving voltage-dependent parameter, and the propagation time measuring unit and the voltage-dependent parameter measuring unit. And a parameter measuring unit that calculates a non-linear parameter based on the obtained data.

［発明の実施例］ 以下、図面に従って本発明を具体的に説明する。[Examples of the Invention] Hereinafter, the present invention will be described in detail with reference to the drawings.

先ず、本発明の概要を第１図の概要説明図に従って説明
する。最初に音速（Ｃ）測定の原理を、次に駆動電圧依
存パラメータ（Ｋ）測定の原理を、そして最後に非線形
パラメータ（Ｂ／Ａ）算出の原理を述べる。First, the outline of the present invention will be described with reference to the outline explanatory diagram of FIG. First, the principle of sound velocity (C) measurement, the principle of drive voltage dependent parameter (K) measurement, and finally the principle of nonlinear parameter (B / A) calculation will be described.

(1)音速（Ｃ）の測定の原理 リニア電子スキャン用プローブ１を用い、図示しない体
表に接している超音波送受信面２の一端Ａから体内へθ
方向に超音波パルスを発射し、超音波パルスは例えば肝
組織中の送波経路４を直進し点Ｐで反射した超音波は受
波経路５を通り右端Ｂの振動子で受信される。Ａ，Ｂ間
の距離ｙは既知であるから経路４，５を伝播する伝播時
間ｔを計測すれば肝組織中の音速ｃは ｃ＝ｙ／（ｔ／sinθ） …(1) として求まる。(1) Principle of measurement of sound velocity (C) Using the linear electronic scanning probe 1, one end A of the ultrasonic wave transmitting / receiving surface 2 in contact with the body surface (not shown) enters the body θ
An ultrasonic pulse is emitted in a direction, and the ultrasonic pulse travels straight in the transmission path 4 in the liver tissue and the ultrasonic wave reflected at the point P passes through the reception path 5 and is received by the transducer at the right end B. Since the distance y between A and B is known, the sound velocity c in the liver tissue can be obtained as c = y / (t / sin θ) (1) by measuring the propagation time t propagating through the paths 4 and 5.

以上が本発明による音速測定法の基礎となる原理であ
る。但し音速が未知であるからθは厳密には未知であ
り、また生体の中に点Ｐなる反射体が存在するわけでは
ないから(1)式から音速を求めるために実際には種々の
工夫も必要となる。The above is the principle underlying the sound velocity measuring method according to the present invention. However, since the sound velocity is unknown, θ is not known in the strict sense, and since there is no reflector P in the living body, various ideas are actually used to obtain the sound velocity from Eq. (1). Will be needed.

(2)駆動電圧依存パラメータ（Ｋ）の測定の原理リニア
電子スキャン用プローブ１を用い、音速測定の場合と同
様にして超音波送受信面の一端Ａから体内へθ方向に超
音波パルスを発射し、生体組織中の経路４を直進し点Ｐ
で反射した超音波は受波経路５を通り右端Ｂの振動子で
受信される。このときパルサ駆動電圧ｕを例えばｕ＝１
０，２０，…，１００［ボルト］と変化させたときの受
波振幅ｖ［ボルト］を求めて記憶しておく。(2) Principle of measurement of drive voltage dependent parameter (K) Using the probe 1 for linear electronic scanning, in the same way as in the case of sonic velocity measurement, an ultrasonic pulse is emitted in the θ direction from one end A of the ultrasonic transmission / reception surface into the body. , Go straight on the path 4 in the living tissue and go to the point P
The ultrasonic wave reflected by is passed through the receiving path 5 and is received by the transducer at the right end B. At this time, the pulser drive voltage u is set to, for example, u = 1.
The received wave amplitude v [volt] when changing from 0, 20, ..., 100 [volt] is obtained and stored.

次に次式(2)のプロット（第２図）によって傾きγと切
片δとを求める。Next, the slope γ and the intercept δ are obtained from the plot of the following equation (2) (FIG. 2).

１／ｖ^２＝γ１／ｕ^２＋δ …(2) このとき、駆動電圧依存パラメータ（Ｋ＝δ／γ）と、
非線形パラメータ（Ｂ／Ａ）及び音速（Ｃ）との間に次
式(3)が成立する。1 / v ² = γ1 / u ² + δ (2) At this time, the drive voltage dependent parameter (K = δ / γ)
The following equation (3) holds between the nonlinear parameter (B / A) and the sound velocity (C).

Ｋ＝Ｋ_０（１＋Ｂ／２Ａ）Ｃ^２ …(3) ここで、Ｋ_０は周波数に依存する定数である。K = K ₀ (1 + B / 2A) C ² (3) where K ₀ is a frequency-dependent constant.

(3)非線形パラメータ（Ｂ／Ａ）の算出 上記式(1)より音速（Ｃ）を計算でき、上記式(2)により
駆動電圧依存パラメータ（Ｋ）を計算できるので、上記
式(3)により非線形パラメータ（Ｂ／Ａ）を計算するこ
とができる。具体的には、次式(4)によって非線形パラ
メータ（Ｂ／Ａ）を求めることができる。(3) Calculation of non-linear parameter (B / A) Since the sound velocity (C) can be calculated from the above formula (1) and the driving voltage dependent parameter (K) can be calculated from the above formula (2), the above formula (3) can be used. A non-linear parameter (B / A) can be calculated. Specifically, the nonlinear parameter (B / A) can be calculated by the following equation (4).

Ｂ／Ａ＝２（Ｋ／Ｋ_０・Ｃ^２−１）…(4) 以下に、本発明の一実施例を具体的に説明する。B / A = 2 (K / K ₀ · C ² −1) (4) An embodiment of the present invention will be specifically described below.

(1)音速測定 第３図のブロック図は本実施例の構成を示している。振
動子アレイ１１は第１図のプローブの超音波受波面２に
配列されており、電圧パルスを加えられると超音波パル
スを放射し、超音波が入射すると電圧を発生して超音波
を検出する。(1) Sound velocity measurement The block diagram of FIG. 3 shows the configuration of this embodiment. The transducer array 11 is arranged on the ultrasonic wave receiving surface 2 of the probe shown in FIG. 1, and emits an ultrasonic wave pulse when a voltage pulse is applied and generates a voltage when the ultrasonic wave is incident to detect the ultrasonic wave. .

振動子アレイ１１（Ｔ１〜Ｔ１２８）は振動子素子幅ａ
が０．４５mmのものが素子中心間隔ｄ＝０．５mmで１２
８素子直線上に並んでいる。これらの各振動子素子に対
する電気信号の送受はケーブル３内のリード線１２を通
して行う。The transducer array 11 (T1 to T128) has a transducer element width a.
Of 0.45 mm is 12 with the element center distance d = 0.5 mm
Eight elements are arranged on a straight line. Transmission / reception of an electric signal to / from each of these transducer elements is performed through the lead wire 12 in the cable 3.

ＣＰＵ２１は例えば１０ＭHz基準クロックを発生するパ
ルス発生器を有し、その基準クロックを分周して例えば
４ＫHzのレートパルスを発生し３２ケのパルサ１４を駆
動する。パルサ１４の出力はマルチプレクサ１３により
の振動子アレイ１１のうちＡ端にあるＴ１〜Ｔ３２にそ
れぞれ接続される。振動アレイ１１はプローブのコーテ
ィング材を通して体表に接し、振動素子から発生した超
音波は生体中に放射される。標準的な生体組織の音速を
Ｃ_０＝１５３０ｍ／ｓとすれば、超音波ビームをθ_０方
向に放射するには隣接する各素子間の遅延時間τ_０は、 τ_０＝（ｄ／Ｃ_０）・sinθ …(5) となり、このような遅延時間差をもって各素子が駆動さ
れるように送信遅延回路１５を設定する。即ちＰＤ１＝
０，ＰＤ２＝τ_０，ＰＤ３＝２τ_０．……，ＰＤ３２＝
３１τ_０なる遅延時間を与える。The CPU 21 has a pulse generator for generating, for example, a 10 MHz reference clock, divides the reference clock to generate a rate pulse of, for example, 4 KHz, and drives 32 pulsers 14. The output of the pulser 14 is connected to each of T1 to T32 at the A end of the transducer array 11 by the multiplexer 13. The vibrating array 11 contacts the body surface through the coating material of the probe, and the ultrasonic waves generated from the vibrating element are radiated into the living body. Assuming that the sound velocity of a standard biological tissue is C ₀ = 1530 m / s, the delay time τ ₀ between adjacent elements is τ ₀ = (d / C ₀ to emit an ultrasonic beam in the θ ₀ direction. ) · Sin θ (5), and the transmission delay circuit 15 is set so that each element is driven with such a delay time difference. That is, PD1 =
0, PD2 = τ ₀ , PD3 = 2τ ₀ . ......, PD32 =
A delay time of 31τ ₀ is given.

もし生体組織の音速がＣ_０であれば超音波ビームはθ_０
方向へ進むが一般にはＣ_０とは限らずＣ_０と異なる値Ｃ
である。このとき超音波の伝播する方向θはスネルの法
則から sinθ／Ｃ＝sinθ_０／Ｃ_０ …(6) で示される値となる。If the sound velocity of living tissue is C ₀ , the ultrasonic beam is θ ₀
Value proceeds in a direction but are generally different from the C ₀ not limited to C ₀ C
Is. At this time, the propagation direction θ of the ultrasonic wave has a value represented by sin θ / C = sin θ ₀ / C ₀ (6) according to Snell's law.

超音波パルスを放射した後、マルチプレクサ１３はＢ端
にある振動子素子Ｔ９７〜Ｔ１２８の３２ケと受信遅延
回路１６を接続するように切換えられたＴ９７〜Ｔ１２
８で受信した超音波反射波信号は送信の場合と同様の遅
延を受けて合成され受信回路１９に入力する。即ち、受
信遅延回路１６の遅延時間はＲＤ１＝３１τ_０，ＲＤ２
＝３０τ_０，……，ＲＤ３１＝τ_０，ＲＤ３２＝０のよ
うに設定される。このようにすると振動子素子群Ｔ９７
〜Ｔ１２８は生体の音速がＣ_０（Ｃ）であればθ
_０（θ）方向に指向性を持ち、θ_０（θ）方向から反射
波を受信する。受信信号は受信回路１９で増幅，検波さ
れ、Ａ／Ｄ変換器２０によりＡ／Ｄ変換されてメモリ２
２に記憶される。メモリ２２はレートパルスのタイミン
グを基準として１０ＭHzのクロックでアドレスが決定さ
れており、メモリ２２の記憶された受信波形のサンプル
値のアドレスは、超音波パルス発射時点からの時間に１
００ｎｓの精度で正確に一致している。After radiating the ultrasonic pulse, the multiplexer 13 is switched to connect the 32 transducer elements T97 to T128 at the B end and the reception delay circuit 16 to each other.
The ultrasonic reflected wave signal received at 8 is subjected to the same delay as in the case of transmission, is combined, and is input to the receiving circuit 19. That is, the delay time of the reception delay circuit 16 is RD1 = 31τ ₀ , RD2
= 30τ ₀ , ..., RD31 = τ ₀ , RD32 = 0. In this way, the transducer element group T97
~ T128 is θ if the sound velocity of the living body is C ₀ (C)
_It has directivity in the ₀ (θ) direction and receives reflected waves from the θ ₀ (θ) direction. The reception signal is amplified and detected by the reception circuit 19 and A / D converted by the A / D converter 20 to be stored in the memory 2
Stored in 2. The address of the memory 22 is determined with a clock of 10 MHz based on the rate pulse timing, and the address of the sample value of the received waveform stored in the memory 22 is 1 at the time from the ultrasonic pulse emission time.
Exact match with an accuracy of 00 ns.

記憶された波形のピーク値はＰ点からの反射波を示し、
音速計算回路２４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(6)式を(1)式に代入
すると生体中の音速Ｃは、 となり、ｙ，Ｃ_０，θ_０は既知であるから、測定によっ
て得られた伝播時間ｔを用いて音速計算回路２４により
(7)式の計算を行って音速Ｃの値を求めディスプレイ２
６に出力する。The peak value of the stored waveform indicates the reflected wave from point P,
The propagation time t can be obtained by detecting the peak value time (address) in the sound velocity calculation circuit 24. Substituting the equation (6) into the equation (1), the sound velocity C in the living body becomes Since y, C ₀ , θ ₀ are known, the sound velocity calculation circuit 24 uses the propagation time t obtained by the measurement.
Display 2 by calculating the value of sound velocity C by calculating equation (7)
Output to 6.

第４図は、伝播時間ｔ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上りｔ_０よりわずか遅
れた時刻に超音波パルスが発射されパルスのピークの時
刻はｔ_１である。第５図のように送波ビームの中心と受
波指向性の中心の交点に点反射体Ｐがある場合は第４図
（ａ）のように時刻ｔ_２にピークを持つ反射波が得られ
ｔ_２とｔ_１の時間間隔としてｔが求められる。肝内の血
管などがうまくＰ点の位置にくるようプローブを調整す
ることも可能であるが、一般には臨床の現場でビームの
交点に点反射体に相当するものを持ってくることは困難
である。FIG. 4 is a time chart showing a method of measuring the propagation time t. An ultrasonic pulse is emitted at a time slightly delayed from the rising t ₀ of the rate pulse in (a), and the peak time of the pulse is t ₁ . . When the point reflector P is located at the intersection of the center of the transmitted beam and the center of the receiving directivity as shown in FIG. 5, a reflected wave having a peak at time t ₂ is obtained as shown in FIG. 4 (a). t is obtained as the time interval between t ₂ and t ₁ . It is possible to adjust the probe so that the blood vessel in the liver can be located at the point P well, but generally it is difficult to bring a point reflector to the beam intersection at the clinical site. is there.

通常はＰ点で示される近傍は比較的均一な肝組織で満た
されている。従って得られる反射波は送信超音波のビー
ム幅と受信指向性のビーム幅との交叉した部分に含まれ
る肝組織からの反射波となり最も早く到達するものは第
５図のＰ１点を経由するもので最も遅く到達するのはＰ
２点を経由するものである。従って、この場合の受信波
形は第４図（ｂ）のように広がり、しかも組織は完全に
均一ではなくまたスペックル信号として受信されるから
種々ランダムな凹凸を生じる。これではビーム値を検出
できないので、プローブを多少動かすことによってビー
ム交叉点の肝内の位置をわずか、ずらしながら得られる
反射波データを次々と加算回路２７により加算して行
く。（ｂ）の波形の凹凸はランダムであると考えられる
から、ビーム交叉点を変えて数百〜数万回加算するかあ
るいはビームホールドの処理をすると波形はかなり滑ら
かとなり、（ｃ）のようになる。これに対し１つのピー
クを有する単峰性の関数のカーブを用いて最小２乗法に
よりカーブフィッティングを行えば（ｄ）のように完全
に滑らかな曲線でおきかえることがピーク値の時間ｔ_２
を決定することができる。ここで、ｔ＝ｔ_０−ｔ_１とし
てｔを求める。Usually, the vicinity indicated by point P is filled with a relatively uniform liver tissue. Therefore, the reflected wave obtained is the reflected wave from the liver tissue included in the intersection of the beam width of the transmitted ultrasonic wave and the beam width of the reception directivity, and the earliest one arrives at point P1 in FIG. The slowest to reach P
It goes through two points. Therefore, the received waveform in this case spreads as shown in FIG. 4 (b), and the tissue is not completely uniform and is received as a speckle signal, so that various irregularities are generated. Since the beam value cannot be detected by this, the reflected wave data obtained by slightly moving the position of the beam crossing point in the liver by slightly moving the probe is added by the adding circuit 27 one after another. Since the unevenness of the waveform in (b) is considered to be random, if the beam crossing points are changed and addition is performed hundreds to tens of thousands times or beam holding processing is performed, the waveform becomes considerably smooth, and as shown in (c). Become. By performing the curve fitting by the least square method using the curve unimodal function with one peak contrast (d) of perfectly smooth replace it peaked at the curve as the time t ₂
Can be determined. Here, t is calculated with t = t ₀ −t ₁ .

超音波周波数として３．５ＭHzを用いｙ＝４８ミリとす
ると交叉点近傍に集束したとしてそこでのビーム幅（送
受でピークの約１７％）は約２ミリである。このときＰ
１点を経由したものとＰ２点を経由したものの伝播時間
の差Δｔは約４．５μｓである。Ｃ＝Ｃ_０とした場合伝
播時間ｔはθ_０＝３０°としておよそ６２．７μｓであ
る。ピーク値の時刻ｔ_２の測定精度はΔｔの１０分の１
以下と考えられるから音速測定誤差は１０ｍ／ｓ以下と
いうことができる。If 3.5 MHz is used as the ultrasonic frequency and y = 48 mm, the beam width (about 17% of the peak in transmitting and receiving) there is about 2 mm assuming that the light is focused near the intersection. At this time P
The difference Δt in propagation time between the point 1 and the point P2 is about 4.5 μs. When C = C ₀ , the propagation time t is about 62.7 μs when θ ₀ = 30 °. The measurement accuracy at the time t ₂ of the peak value is 1/10 of Δt
Since it is considered to be below, the sound velocity measurement error can be said to be 10 m / s or less.

(2)駆動電圧依存パラメータ（Ｋ）の測定 駆動電圧依存パラメータ（Ｋ）の測定方法は基本的には
音速測定の場合と同様であるが、次の点で異なってい
る。即ち、パルサ１４を駆動する駆動電圧制御部１７が
ＣＰＵ２１の制御によって駆動電圧（ｕ）を変化しなが
ら加算回路２１により加算された受波信号の振幅（ｖ）
が各電圧（ｕ）毎にフレームメモリ２２に記憶される
（第４図参照）。次に、フレームメモリ２２に記憶され
たｕ，ｖ情報が電圧が依存パラメータ計算回路２３に送
られ、計算式(2)の傾きγと切片δとが求められ、最終
的に電圧依存パラメータ（Ｋ）が出力される。(2) Measurement of Drive Voltage Dependent Parameter (K) The method of measuring the drive voltage dependent parameter (K) is basically the same as that of the sound velocity measurement, but is different in the following points. That is, the drive voltage control unit 17 that drives the pulsar 14 changes the drive voltage (u) under the control of the CPU 21, and the amplitude (v) of the received signal added by the adder circuit 21.
Are stored in the frame memory 22 for each voltage (u) (see FIG. 4). Next, the u and v information stored in the frame memory 22 is sent to the dependent parameter calculation circuit 23 as a voltage, the slope γ and the intercept δ of the calculation formula (2) are obtained, and finally the voltage dependent parameter (K ) Is output.

(3)非線形パラメータ（Ｂ／Ａ）の測定 上述した音速測定により音速（Ｃ）を求めることがで
き、上述した電圧依存パラメータ測定により電圧依存パ
ラメータ（Ｋ）を求めることができるので、これらの測
定値を非線形パラメータ計算回路２５に入力して上述し
た式(4)により非線形パラメータ（Ｂ／Ａ）を算出す
る。(3) Measurement of non-linear parameter (B / A) Since the sound velocity (C) can be obtained by the sound velocity measurement described above and the voltage dependent parameter (K) can be obtained by the voltage dependent parameter measurement described above, these measurements The value is input to the non-linear parameter calculation circuit 25 and the non-linear parameter (B / A) is calculated by the above equation (4).

(4)表示 第６図はディスプレイ２６の表示画面を示すもので、該
表示画面には断層像（Ｂ−Ｍｏｄｅ）３１の他次のもの
が表示される。即ち、音速値（ｃ）表示３２，音速の分
散値（δｃ）表示３３，非線パラメータ値（Ｂ／Ａ）表
示３４，非線形パラメータ値の分散値表示３５等の各種
表示が為される。又、第４図（ｄ）に示したような受波
信号パターン３６も表示される。尚、３７は断層像３１
上の超音波の通過経路を示す表示である。(4) Display FIG. 6 shows a display screen of the display 26. On the display screen, a tomographic image (B-Mode) 31 and the next one are displayed. That is, various displays such as a sound velocity value (c) display 32, a sound velocity dispersion value (δc) display 33, a non-linear parameter value (B / A) display 34, and a nonlinear parameter value dispersion value display 35 are made. The received signal pattern 36 as shown in FIG. 4 (d) is also displayed. Incidentally, 37 is a tomographic image 31
It is a display showing the passing path of the ultrasonic waves above.

このような図示した超音波組織診断装置によれば、同一
の生体組織の音速（Ｃ）とパラメータ（Ｋ）との二種類
の生体情報を計測して音速（Ｃ）と非線形パラメータ
（Ｂ／Ａ）の２つの情報をモニタ上に表示するので、生
体組織の音速（Ｃ）の変化を伴わない病変も非線形パラ
メータ（Ｂ／Ａ）の変化によって発見することができ、
又、病変が起きても音速（Ｃ）と非線形パラメータ（Ｂ
／Ａ）との双方が変化したため非線形パラメータ（Ｂ／
Ａ）と音速の逆数２乗との積には変化が現れず、病変を
発見できないということも音速（Ｃ）の変化，非線形パ
ラメータ（Ｂ／Ａ）の変化の発見によって回避すること
ができる。According to such an ultrasonic tissue diagnostic apparatus shown in the figure, two kinds of biological information, that is, the sound velocity (C) and the parameter (K) of the same living tissue are measured to measure the sound velocity (C) and the nonlinear parameter (B / A). 2) is displayed on the monitor, a lesion without a change in the sound velocity (C) of the living tissue can be found by a change in the nonlinear parameter (B / A).
Even if a lesion occurs, the speed of sound (C) and the nonlinear parameter (B
/ A) both changed, so the nonlinear parameter (B /
The fact that no change appears in the product of A) and the reciprocal square of the speed of sound and the lesion cannot be found can also be avoided by finding a change in the speed of sound (C) and a change in the nonlinear parameter (B / A).

［発明の効果］ 以上に述べたように、本発明によれば、生体内蔵器の音
速（Ｃ）及び非線形パラメータ（Ｂ／Ａ）を患者には何
等負担をかけず（無侵襲）に体外から簡単かつ短時間に
測定することができる。そして、この超音波組織診断装
置は従来臨床的にルーチン検査に使用されているリアル
タイム断層装置と同時併用が可能でしかも同一プローブ
で検査することができるので、通常の断層像を観測しな
がら適当な断面で音速及び非線形パラメータ測定モード
にワンタッチで切換えるという理想的な検査方法を実施
できる。そして、診断を何回も繰返して行うことができ
るので、患者の病状の経時変化追跡にも適している。し
かも、生体組織の音速と非線形パラメータとを表示する
ので従来の超音波診断装置で得られなかった生体組織に
ついての定量的情報が得られることになり、音速の変化
を伴わない病変，音速と非線形パラメータの逆数の２乗
との乗算値の変化を伴わない病変も発見することができ
る。従って、本発明は超音波診断に新しい画期的な臨床
価値を付加するものといえる。[Effects of the Invention] As described above, according to the present invention, the sound velocity (C) and the nonlinear parameter (B / A) of the internal organ can be applied from the outside of the body without any burden on the patient (non-invasively). It can be measured easily and in a short time. Since this ultrasonic tissue diagnostic apparatus can be used together with the real-time tomographic apparatus conventionally used clinically for routine examination and can be inspected with the same probe, it is suitable while observing a normal tomographic image. It is possible to implement an ideal inspection method of switching to the sound velocity and nonlinear parameter measurement modes with a single touch on the cross section. Since the diagnosis can be repeated many times, it is also suitable for tracking changes in the patient's medical condition over time. Moreover, since the sound velocity and the non-linear parameter of the living tissue are displayed, quantitative information about the living tissue which cannot be obtained by the conventional ultrasonic diagnostic apparatus can be obtained, and the lesion without the change in the sound velocity, the sound velocity and the non-linearity can be obtained. It is also possible to find a lesion without a change in the multiplication value of the reciprocal of the parameter squared. Therefore, it can be said that the present invention adds a new breakthrough clinical value to ultrasonic diagnosis.

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

図面は本発明の一実施例を説明するものであり、第１図
は本発明における超音波伝播速度及び電圧依存パラメー
タを求める原理の概要を示す概要説明図、第２図は電圧
依存パラメータＫを求める概要を説明するための１／ｕ
^２と１／ｖ^２との関係図、第３図は装置の回路構成を示
すブロック図、第４図は伝播時間及び受波振幅計測方法
を示すタイミングチャートで（ａ）〜（ｄ）は各波形、
第５図は送受信指向性と受信信号の関係を示す説明図、
第６図はディスプレイによる表示を示す正面図である。 Ｔ……振動子，１１……振動子アレイ， １３……スイッチ（マルチプレクサ）， １４……送波部（パルサ）， １５……送信遅延回路，１６……受波部， １７……駆動電圧制御部， ２３……電圧依存パラメータ計測部， ２４……音速計測部， ２５……非線形パラメータ計測部。The drawings are for explaining one embodiment of the present invention. FIG. 1 is a schematic explanatory view showing an outline of a principle for obtaining an ultrasonic propagation velocity and a voltage dependent parameter in the present invention, and FIG. 2 shows a voltage dependent parameter K. 1 / u to explain the required outline
² and 1 / v ² ; FIG. 3 is a block diagram showing the circuit configuration of the device; FIG. 4 is a timing chart showing the propagation time and the received amplitude measurement method. Waveform,
FIG. 5 is an explanatory diagram showing the relationship between transmission / reception directivity and received signals,
FIG. 6 is a front view showing a display on the display. T ... Oscillator, 11 ... Oscillator array, 13 ... Switch (multiplexer), 14 ... Wave transmitter (pulsar), 15 ... Transmission delay circuit, 16 ... Wave receiver, 17 ... Driving voltage Control unit, 23 ... Voltage-dependent parameter measuring unit, 24 ... Sound velocity measuring unit, 25 ... Non-linear parameter measuring unit.

Claims (1)

【特許請求の範囲】[Claims] 【請求項１】複数の超音波振動子を配列した超音波振動
子アレイと、この超音波振動子アレイの各振動子と接続
され、送信に使用する複数の隣接する第１の振動子群と
この第１の振動子群と所定距離離れた送信に使用する第
２の振動子群とを送受で切換えるスイッチ部と、この第
１の振動子群から所定の方向へ超音波が送波されるよう
に第１の振動子群の各振動子へ時間差を持った駆動パル
スを供給する送波部と、所定の方向からの超音波エコー
を受波するように第２の振動子群の各振動子から供給さ
れる受信信号を時間差を与えて加算する受波部と、この
超音波送波から受波までの伝播時間を計測する伝播時間
計測部と、上記第１の振動子群の駆動パルスの駆動電圧
を制御する駆動電圧制御部と、上記第２の振動子群で受
波された超音波エコーの駆動電圧依存性を計測し、駆動
電圧依存パラメータを計算する電圧依存パラメータ計測
部と、上記伝播時間計測部と電圧依存パラメータ計測部
とから得られたデータに基づいて非線形パラメータを算
出するパラメータ計測部とを備えたことを特徴とする超
音波組織診断装置。1. An ultrasonic transducer array in which a plurality of ultrasonic transducers are arranged, and a plurality of adjacent first transducer groups connected to each transducer of the ultrasonic transducer array and used for transmission. A switch unit that switches between the first transducer group and a second transducer group used for transmission at a predetermined distance by transmission and reception, and an ultrasonic wave is transmitted from the first transducer group in a predetermined direction. As described above, a wave sending unit that supplies a drive pulse with a time difference to each transducer of the first transducer group and each vibration of the second transducer group so as to receive an ultrasonic echo from a predetermined direction. Receiving section for adding the received signals supplied from the child with a time difference, a propagation time measuring section for measuring the propagation time from the ultrasonic transmission to the reception, and a drive pulse for the first transducer group Drive voltage control section for controlling the drive voltage of the ultrasonic transducer and the ultrasonic wave received by the second transducer group. Voltage dependence parameter measurement unit that measures the drive voltage dependence of the drive voltage and calculates the drive voltage dependence parameter, and a parameter that calculates the nonlinear parameter based on the data obtained from the propagation time measurement unit and the voltage dependence parameter measurement unit. An ultrasonic tissue diagnostic apparatus comprising a measuring unit.