JPS6055260A - Method and apparatus for ultrasonic measurement - Google Patents

Abstract

PURPOSE:To calculate the sure attenuation degree of an ultrasonic wave by finding out the reduction of amplitude at two time points by an area setting means for a substance to be measured which corresponds to at least two time points after the transmission of an ultrasonic pulse, an echo signal accumulating means and an operation means. CONSTITUTION:An ultrasonic wave transducer 2 is driven by a transmission circuit 1 at prescribed driving voltage and frequency and an ultrasonic pulse 17 is transmitted into a living body 14. A part of the pulse 17 is reflected by scattered light 15, transmitted into the living body again and received by the transducer 2 as a received echo 18. A pulse 18a is transmitted through a scattering body 15 then transmitted into the deep portion of the living body. An operation circuit 11 calculates the attenuation degree of echo amplitude from the received ultrasonic echo by using memory circuits 9, 10 and a monitor display 7 displays the calculated value as a visual image. Thus, the attenuation degree of the ultrasonic wave in the area of the substance to be measured which corresponds to at least two time points can be calculated from the linear ramp obtained from linear approximation.

Description

【発明の詳細な説明】 １０発明の背景 Ａ、技術分野 本発明は超音波を物体に送信し物体の内部からの反射超
音波を受信して物体内部の音響特性を測定する超音波測
定方法およびその装置の改良に係り、特に物体内部の超
音波伝播による減衰度を近似的に測定し、物体の超音波
減衰に関する情報全提供する超音波測定方法およびその
装置に関する。Detailed Description of the Invention 10 Background of the Invention A. Technical Field The present invention relates to an ultrasonic measurement method for measuring acoustic characteristics inside an object by transmitting ultrasonic waves to an object and receiving reflected ultrasonic waves from inside the object; The present invention relates to improvements in the apparatus, and particularly to an ultrasonic measurement method and apparatus for approximately measuring the degree of attenuation due to ultrasonic propagation inside an object and providing all information regarding the ultrasonic attenuation of the object.

Ｂ、先行技術とその問題点 超音波測定技術は現在金属探傷、魚群探知、医療診断分
野等広範囲にわたって利用されている。中でも、医療用
の超音波断層装置の最近の発展には目をみはるものがあ
る。この装置は原理的には・ぞシスエコー法を用いてお
９、生体内へ送信された超音波パルスが生体内部の音響
インピーダンスの異なる境界で反射する現象を利用して
おシ、この反射波（エコー）を受信していわゆるＢモー
ド法による断層像を表示するものである。従ってこのエ
コーには生体内部での超音波の減衰音響インピーダンス
、音速等の様様々情報が含まれているにもかかわらず、
従来の装置ではこれらの各情報が明確に分離されず、た
だエコーの振幅を表示しているにすぎない。B. Prior art and its problems Ultrasonic measurement technology is currently used in a wide range of fields such as metal flaw detection, fish detection, and medical diagnosis. Among these, recent developments in medical ultrasonic tomography devices are remarkable. In principle, this device uses the cis-echo method (9), which takes advantage of the phenomenon in which ultrasonic pulses transmitted into a living body are reflected at boundaries of different acoustic impedances inside the living body, and these reflected waves ( echoes) and displays a tomographic image using the so-called B-mode method. Therefore, even though this echo contains various information such as the attenuation acoustic impedance of the ultrasound inside the living body and the speed of sound,
Conventional devices do not clearly separate these pieces of information, and simply display the amplitude of the echo.

具体的には生体内の音速を一定と仮定し、生体内の超音
波伝播による減衰は、いわゆるＳＴＣ回路（Ｓｅｎｓｉ
ｔｉｖｉｔｙ　Ｔｉｍｅ　Ｃｏｎｔｒｏｌ）あるいはＴ
ＧＣ回路（Ｔｉｍｅ　Ｇａ１ｎ　Ｃｏｎｔｒｏｌ）と呼
ばれる回路によって任意的に補正をしたエコー振幅値を
輝度変調によってブラウン管に断層像として表示してい
るにすぎない。従って得られた断層像は生体内部の音響
インピーダンスの境界面の２次元的分布を定性的に画像
化しているわけであり、必然的に生体組織の位置や形に
関する形態情報がその利用の中心となっている。しかし
生体組織の特性である減衰情報等は、抽出されていない
のが現状である。Specifically, assuming that the speed of sound in the living body is constant, the attenuation due to ultrasound propagation in the living body is calculated using the so-called STC circuit (Sensi
tivity Time Control) or T
The echo amplitude value that has been arbitrarily corrected by a circuit called a GC circuit (Time Galn Control) is merely displayed as a tomographic image on a cathode ray tube by brightness modulation. Therefore, the obtained tomogram qualitatively visualizes the two-dimensional distribution of the acoustic impedance interface inside the living body, and morphological information regarding the position and shape of the living tissue is naturally central to its use. It has become. However, at present, attenuation information, which is a characteristic of living tissue, is not extracted.

生体組織の減衰情報を得ようとする試みがいくつか報告
されているが、後で詳しく述べるようにエコー波形には
、生体組織伝播による吸収と音響インピーダンスの異な
る境界での反射強度の２つの情報が含まれておシ、両者
はいずれも未知であシ、厳密にこの２つの影響を分離す
ることは今のところ極めて困難であると言わざるを得な
い。反射強度が超音波の周波数に依存しないと仮定した
場合には、２つ以上の異なる周波数の超音波を送信し、
同一被測定部分についてそのエコーを受信することによ
って、エコーの各周波数成分の音圧比を測定すれば、反
射強度の影響をなくして吸収係数をめることが可能とな
る。このような仮定は超音波の波長に比べて十分大きな
広がシをもつ例えば平面反射板の場合には成立するが、
実際の生体組織では波長程度あるいはそれ以下の散乱体
が存在することが多いので、この仮定は、生体組織全体
について必ずしも成立するとは考えにくい。Several attempts have been made to obtain attenuation information from biological tissues, but as will be discussed in detail later, the echo waveform contains two types of information: absorption due to biological tissue propagation and reflection intensity at different boundaries of acoustic impedance. However, both are unknown, and it must be said that it is currently extremely difficult to strictly separate these two influences. If it is assumed that the reflected intensity does not depend on the frequency of the ultrasound, transmitting ultrasound of two or more different frequencies,
By receiving the echoes of the same part to be measured and measuring the sound pressure ratio of each frequency component of the echoes, it becomes possible to eliminate the influence of the reflection intensity and determine the absorption coefficient. This assumption holds true in the case of a flat reflector, for example, which has a sufficiently large spread compared to the wavelength of the ultrasonic wave.
In actual living tissues, there are often scatterers of wavelengths or less, so it is difficult to think that this assumption necessarily holds true for the entire living tissue.

また生体組織のある部分で、反射強度がほぼ一定である
という仮定をすれば、組織のその部分の前後におけるエ
コー音圧の比はそのまま吸収係数に比例すると考えられ
る。Furthermore, assuming that the reflection intensity is approximately constant in a certain part of the living tissue, the ratio of the echo sound pressures before and after that part of the tissue is considered to be directly proportional to the absorption coefficient.

また反射強度の周波数依存性の関数を仮定し、３つ以上
の複数周波数によって超音波エコーを、同一部分につい
て送受信することによって、エコーの各周波数成分の音
圧から吸収係数をめるという試みも報告されている（特
開昭５６−１４７０８２）。There is also an attempt to calculate the absorption coefficient from the sound pressure of each frequency component of the echo by assuming a frequency-dependent function of the reflection intensity and transmitting and receiving ultrasonic echoes in the same area using three or more frequencies. It has been reported (Japanese Unexamined Patent Publication No. 56-147082).

以上のように、いずれの場合も反射強度についである仮
定をし、単数あるいは複数の周波数成分をもつ超音波を
送受信することで吸収係数を分離して測定するという方
法をとっている。As described above, in each case, certain assumptions are made regarding the reflected intensity, and the absorption coefficient is separated and measured by transmitting and receiving ultrasonic waves having one or more frequency components.

■・　発明の目的 本発明は、従来技術のようにある仮定を設けて超音波の
吸収と反射ないしは散乱とを分離するのではなく、両者
の複合による生体組織からの相対的減衰情報を得ること
ができる超音波測定方法およびその装置を提供すること
を目的とする。■・Purpose of the Invention The present invention does not separate absorption and reflection or scattering of ultrasound waves by setting a certain assumption as in the prior art, but rather obtains relative attenuation information from biological tissues based on a combination of both. The purpose of the present invention is to provide an ultrasonic measurement method and an apparatus for the same.

本発明によれば、吸収と反射（散乱）を合わせて、その
生体組織における減衰情報として取シ扱い、少なくとも
極端に大きい反射強度をもつエコー成分を以下に述べる
ような所定の処理によってとシ除いた上で組織のある部
分のエコー振幅の減衰度を測定し、生体組織の減衰情報
を提供する。According to the present invention, absorption and reflection (scattering) are treated together as attenuation information in the living tissue, and at least echo components with extremely high reflection intensity are removed by predetermined processing as described below. Then, the degree of attenuation of the echo amplitude in a certain part of the tissue is measured to provide attenuation information of the living tissue.

本発明によれば、超音波ノ４ルスを被測定物体に送信し
、被測定物体から反射された超音波エコー信号を検出す
ることによってその物体における超音波の減衰度を測定
する超音波測定方法において、この方法は、超音波パル
スを送信後、少なくとも２つの時点における超音波エコ
ー信号の振幅の減少をめる工程と請求めた振幅の減少か
ら前記少なくとも２つの時点に対応する被測定物体の領
域における超音波の減衰度を算出する工程とを含む。According to the present invention, an ultrasonic measurement method includes transmitting an ultrasonic pulse to an object to be measured and detecting an ultrasonic echo signal reflected from the object to measure the degree of attenuation of the ultrasonic wave in the object. The method includes the steps of: reducing the amplitude of the ultrasonic echo signal at at least two points in time after transmitting the ultrasonic pulse; and calculating the degree of attenuation of ultrasonic waves in the region.

本発明の１つの態様によれば、振幅の減少をめる工程は
、超音波エコー信号を対数圧縮する段階と、対数圧縮さ
れた信号を平滑化する段階と、平滑化された信号を少な
くとも２つの時点について直線近似する段階とを含み、
減衰度を算出する工程は、直線近似によシ得られた直線
の傾斜から少なくとも２つの時点に対応する被測定物体
の領域における超音波の減衰度を算出する。According to one aspect of the invention, the step of reducing the amplitude includes logarithmically compressing the ultrasound echo signal, smoothing the logarithmically compressed signal, and at least two steps of smoothing the logarithmically compressed signal. and a step of linearly approximating the two points in time,
In the step of calculating the degree of attenuation, the degree of attenuation of the ultrasonic wave in a region of the object to be measured corresponding to at least two points in time is calculated from the slope of the straight line obtained by linear approximation.

本発明の他の態様によれば、減衰度を算出する工程は、
直線近似における少なくとも２つの時点についてめた信
号を所定の媒質における所定の反射による超音波エコー
信号によって規格化する段階を含み、規格化した信号か
ら減衰度をめる。According to another aspect of the invention, calculating the degree of attenuation includes:
The method includes the step of normalizing the signals obtained at at least two points in time in the linear approximation by an ultrasonic echo signal due to a predetermined reflection in a predetermined medium, and calculates the degree of attenuation from the normalized signal.

また本発明によれば、超音波パルスを被測定物体に送信
する送信手段と、被測定物体から反射された超音波エコ
ー信号を検出する検出手段とを含み、これによって物体
における超音波の減衰度を測定する超音波測定装置にお
いて、検出手段は、超音波・ぐルスの送信後における少
なくとも２つの時点に対応した被測定物体における領域
を設定する領域設定手段と、超音波エコー信号を蓄積す
る蓄積手段と、演算手段とを含み、演算手段は、蓄積手
段に蓄積されたエコー信号から少なくとも２つの時点に
ついての振幅の減少をめ、このめた振幅の減少から、設
定された領域における超音波の減衰度を算出する。Further, according to the present invention, the present invention includes a transmitting means for transmitting an ultrasonic pulse to the object to be measured, and a detecting means for detecting an ultrasonic echo signal reflected from the object to be measured, thereby determining the degree of attenuation of the ultrasonic wave in the object. In an ultrasonic measuring device that measures ultrasonic echo signals, the detecting means includes an area setting means for setting an area on the object to be measured corresponding to at least two points in time after transmission of the ultrasonic wave/gurus, and an accumulation means for accumulating ultrasonic echo signals. and calculating means, the calculating means determining an amplitude reduction for at least two time points from the echo signal stored in the storage means, and calculating from the amplitude reduction the ultrasonic wave in the set region. Calculate the degree of attenuation.

本発明の他の態様によれば、検出手段は超音波エコー信
号を対数圧縮する対数増幅器を含み、演算手段は、対数
圧縮された信号を平滑化し、平滑化された信号を前記少
なくとも２つの時点について直線近似し、直線近似によ
ｐ得られた直線の傾斜から前記設定された領域における
超音波の減衰度を算出する。According to another aspect of the invention, the detection means includes a logarithmic amplifier that logarithmically compresses the ultrasound echo signal, and the calculation means smoothes the logarithmically compressed signal and converts the smoothed signal between the at least two time points. A linear approximation is applied to , and the attenuation degree of the ultrasonic wave in the set area is calculated from the slope of the straight line obtained by the linear approximation.

本発明の他の態様によれば、演算手段は、直線近似にお
ける少なくとも２つの時点についてめた信号を所定の媒
質における所定の反射による超音波エコー信号によって
規格化し、この本発明の他の態様によれば、検出手段は
、前記求められた減衰度を可視表示する表示手段を含む
。According to another aspect of the present invention, the calculation means normalizes the signals obtained at at least two points in time in the linear approximation by an ultrasonic echo signal due to a predetermined reflection in a predetermined medium. According to the invention, the detection means includes display means for visually displaying the determined degree of attenuation.

本発明の他の態様によれば、演算手段は、超音波・ぞル
スを送信した被測定物体について拒位領域当シの減衰度
を算出し、表示手段は、算出した減衰度ｋｍ測定物体に
おける分布像として輝度変調により表示する。According to another aspect of the present invention, the calculation means calculates the degree of attenuation in the rejection area for the object to be measured that has transmitted the ultrasonic waves, and the display means calculates the degree of attenuation in the object to be measured, the calculated degree of attenuation km in the object to be measured. It is displayed as a distribution image using brightness modulation.

本発明の他の態様によれば、検出手段は超音波エコー信
号をＳＴＣ補正するＳＴＣ補正手段を含み、演算手段は
、超音波・ぐルスを送信した被測定物体について超音波
エコー信号の振幅の減少をめ請求めた振幅の減少と所定
のしベルとの差分をとシ、ＳＴＣ補正手段は、算出した
差分に応じてエコー信号のＳＴＣ補正を行なう。According to another aspect of the present invention, the detection means includes STC correction means for performing STC correction on the ultrasonic echo signal, and the calculation means is configured to calculate the amplitude of the ultrasonic echo signal with respect to the object to be measured that has transmitted the ultrasonic wave/gurus. After determining the difference between the requested amplitude reduction and the predetermined threshold, the STC correction means performs STC correction of the echo signal in accordance with the calculated difference.

■３発明の詳細な説明および作用 次に添付図面を参照して本発明による超音波測定方法お
よびその装置の実施例を詳細に説明する。(3) Detailed Description and Function of the Invention Next, embodiments of the ultrasonic measurement method and device according to the present invention will be described in detail with reference to the accompanying drawings.

第１図に示す実施例では、生体１４などの被測定物の表
面に設定された電気信号と超音波の相互変換を行なう超
音波トランスジューサ２に送信回路ｌが接続されて送信
系が構成され、また受信回路３、対数増幅器４、検波回
路５およびＳＴＣ回路６によって受信系が構成されてい
る。In the embodiment shown in FIG. 1, a transmitting circuit 1 is connected to an ultrasonic transducer 2 that performs mutual conversion between an electric signal set on the surface of an object to be measured such as a living body 14 and an ultrasonic wave, thereby configuring a transmitting system. Further, a receiving circuit 3, a logarithmic amplifier 4, a detection circuit 5, and an STC circuit 6 constitute a receiving system.

トランスジー−サ２による走査は走査回路１６によって
制御回路８の制御のもとに行左われる。The scanning by the transducer 2 is performed by the scanning circuit 16 under the control of the control circuit 8.

生体１４の内部で反射された超音波エコーはモニタディ
スプレイ７に可視像として表示される。モニタ７に表示
されるのは、本発明に従って算出された、たとえばエコ
ー振幅の減衰度であるが、これは、受信した超音波エコ
ーから２つのメモリ回路９および１０を使用して演算回
路１１によって得られる。The ultrasonic echo reflected inside the living body 14 is displayed as a visible image on the monitor display 7. What is displayed on the monitor 7 is, for example, the degree of attenuation of the echo amplitude calculated according to the present invention, which is calculated by the calculation circuit 11 using the two memory circuits 9 and 10 from the received ultrasonic echoes. can get.

本発明の基本的な原理を説明する。第１図において送信
回路１によって超音波トランスジューサ２は所定の駆動
電圧および周波数で駆動され生体１４内に超音波ｔＪ？
ルス１フが、第２図のように送信される。このノ９ルス
は生体内を伝播し、散乱体１５によって一部が、反射（
散乱）され、再び生体内を伝播し、トランスジー−サ２
に受信エコー１８として受信される。一部の超音波・ぞ
ルス１８ａは、散乱体１５を透過しさらに生体の奥へと
伝播して行く。The basic principle of the present invention will be explained. In FIG. 1, an ultrasonic transducer 2 is driven by a transmitting circuit 1 at a predetermined drive voltage and frequency, and an ultrasonic wave tJ?
The first message is transmitted as shown in FIG. This no9rus propagates within the living body, and a part of it is reflected by the scatterer 15 (
scattered), propagates within the body again, and transforms the trans
is received as a reception echo 18. A part of the ultrasonic wave 18a passes through the scatterer 15 and propagates further into the interior of the living body.

反射波１８の振幅Ｖ（ｆ、ｘ）は次式のように表わされ
る。The amplitude V(f, x) of the reflected wave 18 is expressed by the following equation.

但しここでＶ。（ｆ）は送信波１７の振幅ｆは周波数、
Ｒ（ｆ、ｘ）は、生体表面から、距離Ｘにある散乱体１
５０反射強度、α（ｆ、ｘ）は散乱体１５と生体表面の
間の組織の収吸係数である。However, V here. In (f), the amplitude f of the transmitted wave 17 is the frequency,
R(f, x) is the scatterer 1 at distance X from the biological surface
50 reflection intensity, α(f, x) is the absorption coefficient of the tissue between the scatterer 15 and the biological surface.

（１）式の両辺の自然対数をとり変形をすると次のよう
になる。If we take the natural logarithm of both sides of equation (1) and transform it, we get the following.

ｔｎ［Ｖ（ｆ、ｘ）／／ｖｏ（ｆ））＝ｔｎ［Ｒ（ｆ、
ｘ）］　２Ｆ）α（ｆ、ｘ）ｄｘ　（２）生体の組織の
収吸係数は骨等を除けばほぼ周波数に比例する。すなわ
ちα（ｆ、ｘ）−α（、、）ｆ　とおける。従って（２
）式は次のようになる。ただしく１　（、）−ｆ。コ（
ｘ）ｄｘである。tn[V(f,x)//vo(f))=tn[R(f,
x)] 2F) α(f, x) dx (2) The absorption coefficient of living tissue is approximately proportional to frequency, except for bones and the like. That is, α(f,x)−α(,,)f. Therefore (2
) formula is as follows. However, 1 (,)-f. Ko(
x) dx.

Ｃｍ（ｘ）＝−７荏［ｔｎ［Ｖ（ｆ−ｘ）／ｖｏ（ｆ）
：ｌ　７ｎ［Ｒ（ｆ、ｘ）］）　（３）よって反射強度
Ｒ（ｆ、ｘ）がめられれば＋１２（、）が測定できる。Cm(x)=-7荏[tn[V(f-x)/vo(f)
:l 7n[R(f,x)]) (3) Therefore, if the reflection intensity R(f,x) is determined, +12(, ) can be measured.

しかしながらＲ（ｆ、ｘ）は未知であシ純粋に（１（、
）を分離してめることは極めて難しい。However, R(f, x) is unknown and is purely (1(,
) is extremely difficult to separate.

再び（２）式に戻り、それぞれ距離Ｘ、＋　Ｘ２（Ｘ□
〉え、）にある２つの散乱体からのエコーＶ　（ｆ　＊
　Ｘ　１　）　ａｖ（ｒ、ｘ２）について式をたてると
次のようになる。Returning to equation (2) again, the distances X and +X2(X□
The echoes V (f *
The formula for X 1 ) av(r, x2) is as follows.

Ａｎ（：Ｖ（ｆ、ｘ、）／Ｖｏ（ｆ）］＝ｔｎ［：Ｒ（
ｆ、ｘ、）、）−２Ｊｌ、”（Ｚ（ｆ、ｘ）ｄｘ　（４
）、ｉ！、ｎ［：Ｖ（ｆ、ｘ２）／Ｖｏ（ｆ）：］＝ｚ
ｎ［：Ｒ（ｆ、ｘ２）］−２Ｊ、”ＣＦ（ｆ、ｘ）ｄｘ
　（５）（４）式と（５）式の差分をとると次のように
なる。An(:V(f,x,)/Vo(f)]=tn[:R(
f, x, ), )−2Jl,”(Z(f,x)dx (4
), i! , n[:V(f,x2)/Vo(f):]=z
n[:R(f,x2)]-2J,”CF(f,x)dx
(5) Taking the difference between equations (4) and (5) yields the following.

１ｎｃｖｃｆ、Ｘｌ’）／’（ｆ、ｘ２）］−／−ｒｆ
Ｒ（ｆ、ＸＩＹ（ｆ、ｘ２）：］＋２ｉ”ａ（ｔ、ｘ）
ｄｘ（６）ｙ　Ａｎ（：Ｒ（ｆ　、ｘｌ）／Ｒ（ｆ、ｘ
２））＋２（ｘ２−Ｘ１％（ｘ）　ｆ　（７）ここでＲ
（ｆ、Ｘ）に周波数依存性がなければ、すなわちＲ（ｆ
、りがＲ（、）であれば、（７）式を周波数で微分する
と４７−０より となる。つまシ２つの周波数について差分をとれば（１
（、）は次式で測定できる。1ncvcf, Xl')/'(f, x2)]-/-rf
R(f, XIY(f, x2): ]+2i”a(t, x)
dx(6)y An(:R(f,xl)/R(f,x
2))+2(x2-X1%(x) f (7) where R
If (f, X) has no frequency dependence, that is, R(f
, ri is R(,), then differentiating equation (7) with respect to frequency yields 47-0. If we take the difference between the two frequencies, we get (1
(,) can be measured using the following formula.

捷たＲ（ｆ、ｘ、）ＴｈＲ（ｆ、ｘ２）であれば（７）
式よシ次のように ”ｙｉ）＝西国ＣＡｎ　（Ｖ（ｆ　＋３ＣＩ　）／ｖ（
ｆ、Ｘ２）））・’　０１ｄ（ｘ）がめられる。しかし
力から前にも述べたように生体組織では一般にＲ（ｆ、
ｘ）の形で反射強度が与えられるので必ずしも（９）あ
るいは００式によってａｒｘ）が測定できるとは言えな
い。If the shuffled R(f, x,) ThR(f, x2), then (7)
The formula is as follows: "yi) = Saigoku CAn (V(f +3CI)/v(
f, X2)))・' 01d(x) is observed. However, as mentioned earlier, in living tissues, the force is generally R(f,
Since the reflection intensity is given in the form x), it is not necessarily possible to measure arx) using equation (9) or 00.

よって本発明では（６）式を基本式として減衰度β（Ｘ
）’を次式のように定義する。Therefore, in the present invention, the attenuation degree β(X
)' is defined as follows.

β（ｄｘ）＝＝ｚｎＣｖ（ｆ、ｘｌ）／Ｖ（ｆ、ｘ２）
）−ニー　（１２）（Ｘ２’−Ｘｌ　） ただしβ（ΔＸ）はＸ、からＸ２までの区間における単
位長さ当りの減衰度である。つまυβ（ΔＸ）はＸ、と
Ｘ２からのエコー振幅の比の自然対数をとったものｔｘ
＋とＸ２の距離（Ｘ２　Ｘｌ）で割ったものすなわちエ
コー信号１９の減衰度に対応しているわけである。β(dx)==znCv(f,xl)/V(f,x2)
)-knee (12) (X2'-Xl) where β(ΔX) is the degree of attenuation per unit length in the section from X to X2. The sum υβ(ΔX) is the natural logarithm of the ratio of the echo amplitude from X and X2, tx
+ and X2 divided by the distance (X2 Xl), that is, it corresponds to the attenuation degree of the echo signal 19.

ところで現実には、超音波グローブ２から、例えば減衰
の極めて小さい水中に向けて送信された超音波ビームは
、そのプローｆ２の開口、あるいは、中心周波数によっ
てその音場が変化する。音場は、近似的には、第３口伝
）のようになり、また中心軸上の強度は超音波グローブ
２からの距離Ｘによって同の）に示すように変化する。In reality, the sound field of an ultrasonic beam transmitted from the ultrasonic glove 2 toward, for example, water with extremely low attenuation changes depending on the aperture of the probe f2 or the center frequency. Approximately, the sound field becomes as shown in the third oral history), and the intensity on the central axis changes as shown in the same example) depending on the distance X from the ultrasonic globe 2.

なお同（Ｂ）の縦軸は、最大強度Ｉ　に対する距離Ｘに
おける強度を示している。Note that the vertical axis in (B) indicates the intensity at a distance X with respect to the maximum intensity I.

そこで装置の実用上はこれを較正しておかなければ正し
い測定が行なえない。すなわち、音圧の変動をあらかじ
め標準媒質で測定し、被測定物体からのエコー振幅（音
圧）を標準音圧で割り算し規格化することで、超音波グ
ローブの音場特性の影響を除き、測定された減衰度を、
より普遍的な値とすることが可能となる。Therefore, in practical use of the device, correct measurements cannot be performed unless it is calibrated. In other words, by measuring the sound pressure fluctuation in advance using a standard medium, and normalizing it by dividing the echo amplitude (sound pressure) from the object to be measured by the standard sound pressure, the influence of the sound field characteristics of the ultrasound glove can be removed. The measured attenuation is
It becomes possible to set a more universal value.

標準媒質による測定は次のようにして行なうのが適当で
ある。第４図のように、脱気水１００中にたとえばステ
ンレスの完全反射体１０２を、設け、この完全反射体１
０２からのエコー振幅を標準音圧とする。超音波ゾロー
ブ２と完全反射体１０２の距離を相対的に変化させ、各
距離からのエコー振幅を測定すれば、標準音圧曲線が第
５図のようにめられる。さらに好ましくは第６図のよう
に生体とほぼ同じ減衰特性をもつ例えばひまし油１００
ａを脱気水１００の代わシに、媒質として使用すれば、
減衰により超音波の平均周波数が低くなっていく影響も
除くことが可能となり、より実際的（生体に近い）な標
準音圧曲線を得ることができる。Measurements using a standard medium are suitably carried out as follows. As shown in FIG. 4, a complete reflector 102 made of stainless steel, for example, is provided in deaerated water 100,
Let the echo amplitude from 02 be the standard sound pressure. By relatively changing the distance between the ultrasonic zolobe 2 and the perfect reflector 102 and measuring the echo amplitude from each distance, a standard sound pressure curve can be obtained as shown in FIG. More preferably, as shown in FIG.
If a is used as a medium instead of 100 degassed water,
It is also possible to eliminate the influence of the average frequency of ultrasound waves becoming lower due to attenuation, and a more realistic (closer to living body) standard sound pressure curve can be obtained.

但しとこで２．注意しなければならない点がいくつかあ
る。１つは完全反射体１０２の裏面からのエコーと表面
からのエコーが時間的に重複しないように、完全反射体
１０２の厚さを、選択する必要がある。２つにはひまし
油１００ａの減衰特性は温度依存性があるので、温度管
理する必要がある。生体の減衰に近づけるためには温度
はほぼ２０℃〜３０℃の間が適当である。However, 2. There are several points to be careful of. First, the thickness of the perfect reflector 102 must be selected so that echoes from the back surface and echoes from the front surface of the perfect reflector 102 do not overlap in time. Second, since the attenuation characteristics of the castor oil 100a are temperature dependent, it is necessary to control the temperature. In order to approximate the attenuation of a living body, it is appropriate for the temperature to be approximately between 20°C and 30°C.

実用に適した装置としては、標準音圧曲線をあらかじめ
測定し、装置内に記憶させておくことが有利である。又
再度標準音圧曲線を測定したい場合には、第７図のよう
に階段状の完全反射体１０２ａを有する装置を作成すれ
ばよい。For a device suitable for practical use, it is advantageous to measure a standard sound pressure curve in advance and store it in the device. If it is desired to measure the standard sound pressure curve again, it is sufficient to create an apparatus having a stepped perfect reflector 102a as shown in FIG.

す女わち超音波グローブ２を走査機構１０４で水平走査
すると、超音波１０−ブ２と反射体１０２ａの反射面と
の距離力Ｓ段階的に変化する。When the ultrasonic glove 2 is horizontally scanned by the scanning mechanism 104, the distance S between the ultrasonic wave 10 and the reflecting surface of the reflector 102a changes stepwise.

そこで完全反射体１０２ａからのエコー振幅を測定し、
順次記憶すれば標準音圧曲線を得ることが可能となる。Therefore, the echo amplitude from the perfect reflector 102a is measured,
If stored sequentially, it is possible to obtain a standard sound pressure curve.

以下この減衰度の具体的測定法について述べる。第２図
に戻って、トシンスノユーサ２で受信されたエコー列１
９（第８図）は生体での減衰のため受信時間の経過に伴
って指数関数的に減少していく傾向にある。信号１９の
局部的な凹凸は生体組織の音響インピーダンスの異なる
界面からのエコーの大少（（関連している。エコー列１
９は受信回路３で増幅され、対数増幅回路４で対数増幅
されると２０のような信号となる。この信号２０は検波
回路５．で検波さ〕Ｌ、同図の２１の出力信号を得る。A specific method for measuring this degree of attenuation will be described below. Returning to Figure 2, echo train 1 received by Toshinsu no Yusa 2
9 (FIG. 8) tends to decrease exponentially with the passage of reception time due to attenuation in the living body. The local unevenness of the signal 19 is caused by the magnitude of echoes from interfaces with different acoustic impedances of living tissues ((related).
9 is amplified by the receiving circuit 3, and logarithmically amplified by the logarithmic amplifier circuit 4, resulting in a signal such as 20. This signal 20 is transmitted to the detection circuit 5. Detected by ]L, the output signal 21 in the same figure is obtained.

この信号２１は適宜のφ変換回路（図示していない）に
よってディジタル信号に変換され、メモリ回路９にディ
ノタルデータとして入力され、記憶される。This signal 21 is converted into a digital signal by an appropriate φ conversion circuit (not shown), and is input to the memory circuit 9 as dinotal data and stored.

この信号を基に次に述べるような処理を演算回路１１で
行うことで減衰度に関する情報を得る。Based on this signal, the arithmetic circuit 11 performs the following processing to obtain information regarding the degree of attenuation.

本実施例では３つの表示モードをとることができる。以
下各表示モードについて詳細説明を、行う。In this embodiment, three display modes can be taken. Each display mode will be explained in detail below.

第１のモードは従来のＢモード像上の指定された２点間
の減衰度を測定し表示するモードである。The first mode is a mode in which the degree of attenuation between two specified points on a conventional B-mode image is measured and displayed.

従来のＢモード像は、生体１４内の減衰情報が含壕れて
いる信号２１をＳＴＣ回路６で処理して減衰を補正し、
切替回路１２かも直接モニタディスグレイ７上に、輝度
変調像として表示される。しかし本実施例では、後に第
１（−ドとして説明するように、従来のようなオはレー
タの主観的判断でＳＴＣ回路６を調整するのではなく、
減衰度に応じたＳＴＣ補正を行なっている。In the conventional B-mode image, a signal 21 containing attenuation information inside the living body 14 is processed by an STC circuit 6 to correct for attenuation.
The switching circuit 12 is also directly displayed on the monitor display gray 7 as a brightness modulated image. However, in this embodiment, as will be explained later as the first (-), the STC circuit 6 is not adjusted based on the subjective judgment of the operator as in the conventional case.
STC correction is performed according to the degree of attenuation.

本実施例ではＢモード像表示の他に、次のようにして２
点間の減衰度を算出して表示することができる。オペレ
ータは関心領域設定回路１３を操作し、モニタ７の表示
画像上において減衰度を測定したい区間（２点間）ある
いは部分を第８図のようにマーカ２２で指定する。演算
回路１１は、との区間あるいは部分の信号をメモリ回路
９から読み出し、たとえば区間指定の場合には第９図の
フローチャートに従って減衰度を算出し、結果をモニタ
ディスフ０レイ７上に画像とともに表示する。In this embodiment, in addition to B-mode image display, the following
The degree of attenuation between points can be calculated and displayed. The operator operates the region of interest setting circuit 13 and specifies, with the marker 22, the section (between two points) or portion on the display image of the monitor 7 in which the degree of attenuation is to be measured, as shown in FIG. The arithmetic circuit 11 reads the signal of the interval or part from the memory circuit 9, calculates the degree of attenuation according to the flowchart of FIG. 9 in the case of specifying the interval, and displays the result on the monitor display 7 along with the image. .

第９図の左側のフローに対応して右側のグラフにその処
理結果が示されている。壕だ、演算回路１１の機能ブー
ワクが第１６図に示されている。まず、平滑処理部５０
ではメモリ９から読み出した受信信号レベルを区間ｔ、
〜１．について平滑化する（２００）。後述のように生
体１４内の音速Ｃ，を一定としているので、指定区間Ｘ
１〜Ｘｎ　は受信信号の時間ｔ１〜ｔｎで表わす仁とが
できる。つぎに平均値算出部５２ではこの区間ｔ１〜ｔ
ｎを単位区間ΔＴに分けて各区間の平均値ＶΔＴｊ　を
める（２０２）。Corresponding to the flow on the left side of FIG. 9, the processing results are shown in the graph on the right side. The functional structure of the arithmetic circuit 11 is shown in FIG. First, the smoothing processing section 50
Then, the received signal level read from the memory 9 is defined as interval t,
~1. (200). As described later, since the speed of sound C in the living body 14 is constant, the specified section
1 to Xn can be expressed as the time t1 to tn of the received signal. Next, the average value calculation unit 52 calculates the interval t1 to t.
Divide n into unit intervals ΔT and calculate the average value VΔTj of each interval (202).

次に、近似直線算出部５４はこれらの平均値ＶΔＴｉを
１本の近似直線で代表するような傾斜線Ｖ＝ｍｔ技とえ
ば最小自乗法によってめ、この直線においてｔｌおよび
ｔ　における値Ｖ（ｔＩ）およびＶ（ｔｎ）をめる（２
０４）。Next, the approximate straight line calculation unit 54 calculates the slope line V=mt so that these average values VΔTi are represented by one approximate straight line, for example, by the method of least squares, and calculates the value V(tI ) and V(tn) (2
04).

そこで、トランスジー−サ２にょる音圧特性を校正する
ため、規格化部５６では前述のようにして標準媒質１０
０または１００ａなどでめたｔＩおよびｔ２における受
信レベルＵ　（ｔＩ　）およびＵ（ｔ２）でＶ（ｔＩ）
およびＶ（ｔｎ）をそれぞれ規格化する（２０６）。こ
れがＶ’（ｔＩ　）およびＶ’（ｔｎ）である。Therefore, in order to calibrate the sound pressure characteristics of the transducer 2, the standardization section 56 uses the standard medium 10 as described above.
Reception level U (tI ) at tI and t2 determined at 0 or 100a, etc. and V (tI) at U(t2)
and V(tn) are each normalized (206). These are V'(tI) and V'(tn).

生体１４内の音速Ｃ，を一定、たとえばｃｏ−１，５３
０メ一トル／秒と仮定しているので、区間ＸＩ”−Ｘｎ
の長さｔは指定区間距離算出部５８においてＣｏ（ｔｎ
−ｔ、）よシ得られる（２０８）。The speed of sound C in the living body 14 is constant, for example co-1,53
Since it is assumed that the speed is 0 m/s, the interval XI"-Xn
The length t of Co(tn
-t,) is obtained (208).

したがってこの区間Ｘ１〜Ｘｎ　における単位長さ当シ
の減衰度βは減衰度算出部６ｏにおいてＣＶ’（ｔＩ　
）　Ｖ’（ｔｎ）　〕／　ｔなる演算によってめること
かできる（２１０）。これは前述の００式を実行したこ
とに他ならない。結果の減衰度はたとえば（ｃｒｎ−１
）の次元で表示される。又必要ならばｄＢ換算によって
（ｄＢ／ｃｍ）として表示してもよい。Therefore, the attenuation degree β per unit length in this section X1 to Xn is determined by CV'(tI
) V'(tn) ]/t (210). This is nothing but execution of the above-mentioned formula 00. The resulting attenuation is, for example, (crn-1
) dimensions. If necessary, it may be converted into dB and displayed as (dB/cm).

部分指定の場合には超音波の進行に対する横方向につい
ても同様な処理を行う。すなわち、走査毎に平均値Ｖ、
　（ｔｌ）〜ｖ、（ｔｎ）　、　ｖ、、（ｔｌ）〜なる
演算によって平均値Ｖ　（ｔｍ）をめる。次にとのＶ（
ｔｍ）から区間指定の場合と同様にして傾斜線Ｖ＝ｍｔ
をめ、これにょシ得られたｖ（ｔ、）およびＶＣｔｎ）
とこの部分の面積（Ｓ）（Ｓ　＝　ｔＸ−（ｋ−１）・
ｄ、但しｄは走査線の間隔）とからこの部分の単位面積
当９の減衰度ｖ（ｔｌ）　−Ｖ（ｔｎ）　／　Ｓ−β（
ｃｍ−２）を算出する。In the case of partial designation, similar processing is performed in the lateral direction with respect to the progression of the ultrasound. That is, for each scan, the average value V,
The average value V (tm) is calculated by the following calculations: (tl)~v, (tn), v,, (tl)~. Next, V(
tm) to the slope line V=mt in the same way as when specifying the section.
Then, the obtained v(t, ) and VCtn)
The area of this part (S) (S = tX-(k-1)・
d, where d is the interval between scanning lines) and the attenuation degree per unit area of this part v(tl) -V(tn) / S-β(
cm-2).

第２のモードでは、全画面に対して単位面積当りの減衰
度β＝ΔＶ／ΔＳを上記と同様の処理によってめ（第１
０図）、この値をメモリ回路１０に入力して記憶させ（
第１１図）、次に切替回路１２を切り換えて、メモリ回
路ｌＯの内容モニタ７に読み出し、これを従来のＢモー
ド像の代わりに減衰度分布像として表示させることがで
きる。乙の分布像は当然、従来のＢモード像に比べて空
間分解能はかなシ悪い、モザイク状の像となってしまう
が、表示されている内容としては単位面積内での減衰度
であるので、いわゆるコントラスト分解能の良い像であ
ると考えられる。In the second mode, the attenuation degree β = ΔV/ΔS per unit area for the entire screen is determined by the same process as above (first
(Figure 0), input this value into the memory circuit 10 and store it (
(FIG. 11), then by switching the switching circuit 12, the contents of the memory circuit IO can be read out to the monitor 7 and displayed as an attenuation distribution image instead of the conventional B-mode image. Naturally, the distribution image of B is a mosaic-like image with poor spatial resolution compared to the conventional B-mode image, but since the displayed content is the degree of attenuation within a unit area, This is considered to be an image with so-called good contrast resolution.

なお、実際のオペレーションはたとえば次のように行わ
れる。従来のＢモード断層像を、観察中に、目的の断層
像が得られたときに通常のいわゆる映像凍結のためのフ
リーズ・スイッチ（図示していない）を操作し画像をメ
モリ回路ｌＯ内でフリーズさせる。メモリ回路ｌＯはい
わゆるフリーズメモリであシ、フリーズスイッチに応動
してたとえば１画面の静止画情報を記憶する。これは切
替回路１２を通してモニタディスプレイ７に静止画像と
して再生することができる。メモリ回路１０に画像がフ
リーズされると、制御回路８はとの画像に対応する信号
２１をメモリ回路９に記憶させ、演算回路ｉｉはすでに
、説明した方法で単位面積当ｐの減衰度を演算し、結果
をメモリ回路ｌＯに記憶する。Note that the actual operation is performed as follows, for example. While observing a conventional B-mode tomographic image, when the desired tomographic image is obtained, a freeze switch (not shown) for freezing the image is operated to freeze the image in the memory circuit IO. let The memory circuit IO is a so-called freeze memory, and stores, for example, one screen of still image information in response to a freeze switch. This can be reproduced as a still image on the monitor display 7 through the switching circuit 12. When the image is frozen in the memory circuit 10, the control circuit 8 stores the signal 21 corresponding to the previous image in the memory circuit 9, and the arithmetic circuit ii calculates the degree of attenuation p per unit area using the method described above. and stores the result in the memory circuit IO.

なお、従来のＢモーｒ像も、同時に記憶させたい場合に
はメモリ回路ｌＯの記憶容量を２画面分とすればよい。Incidentally, if it is desired to store the conventional B-molar images at the same time, the storage capacity of the memory circuit 1O may be set to two screens.

第３のモードは、第２のモードで得られた減衰度をＳＴ
Ｃ回路６に帰還させ、これに応じて正確なＳＴＣ補正を
エコー信号について行なうものである。より詳細には、
第１２図に示すように、Ｂモード像の走査方向ｙに単位
幅Δｙをもった深さ方向Ｘの斜線部分２２０の超音波伝
播区間Ｘ、ＩＸｎの減衰度傾斜Ａｋ（第１０図）をＳＴ
Ｃ補正に使用する。すなわち、第１３図に示すように、
まず演算回路１１において切替スイッチ６２がレベル比
較部６４側に接続され、レベル比較部６４において端子
６６から与えられる所定の基準レベルＶｒｅｆと減衰度
傾斜Ａｋによる振幅Ｖとを比較し、その差分ΔＶ　＝　
Ｖｒｅｆ　−ＶをＸ１〜Ｘｎについて計算する。そこで
ＳＴＣ回路６においてこの差分ΔＶを、原信号２１に加
えてやれば適切にＳＴＱ補正された信号２１ａがＳＴＣ
回路６から出力され、モニタ７に表示される。この基準
レベルＶｒｅ　ｆは、あらかじめ固定しておいてもよい
し、外部から設定可能にしてもよい。The third mode uses the attenuation obtained in the second mode as ST
The echo signal is fed back to the C circuit 6, and accordingly, accurate STC correction is performed on the echo signal. More specifically,
As shown in FIG. 12, the attenuation gradient Ak (FIG. 10) of the ultrasonic propagation section
Used for C correction. That is, as shown in FIG.
First, in the arithmetic circuit 11, the changeover switch 62 is connected to the level comparison section 64 side, and the level comparison section 64 compares a predetermined reference level Vref given from the terminal 66 and the amplitude V due to the attenuation slope Ak, and the difference ΔV=
Calculate Vref -V for X1 to Xn. Therefore, if this difference ΔV is added to the original signal 21 in the STC circuit 6, the signal 21a that has been appropriately STQ corrected will become the STC
It is output from the circuit 6 and displayed on the monitor 7. This reference level Vref may be fixed in advance or may be settable from the outside.

ここで本発明によるＳＴＣ補正の優れた点をより明確に
するために従来のＳＴＣ補正方式との比較を行う。第１
４図は従来の方式の模式図であるが、ｘｋｙｘｅの区間
に吸収の少ない組織（例えば水がたまっている組織）が
あった場合受信信号のレベルがおまシ変化しない領域２
３０が生ずる。そこで、これに点線２３２で示されたＳ
ＴＣ補正を加えてやるとこのｘｅ以降の部分は、実は、
ｘｋ以前の区間と減衰度が同じにもかかわらず、ＳＴＣ
補正後は高い振幅レベルに補正されてしまう。つまり表
示上吸収が小さく、あるいは反射強度が強く表現されて
しまう欠点があった。Here, in order to clarify the advantages of the STC correction according to the present invention, a comparison with the conventional STC correction method will be made. 1st
Figure 4 is a schematic diagram of the conventional method, and if there is a tissue with low absorption (for example, a tissue with accumulated water) in the xkyxe section, the level of the received signal will not change much.2
30 occurs. Therefore, S indicated by the dotted line 232
After adding TC correction, the part after this xe is actually,
Although the attenuation degree is the same as the section before xk, STC
After correction, the amplitude will be corrected to a high amplitude level. In other words, there is a drawback that the absorption is displayed as small or the reflection intensity is displayed as strong.

しかし、第１５図のように本発明によるＳＴＣ分を補正
する方式なので、ｘｔ　ＬＪ、降の振幅レベルが不当に
強調されることなく、正確に減衰度の補正ができ、反射
強度の分布をより忠実に表現することが可能である。However, as shown in Fig. 15, since the present invention corrects the STC component, the attenuation level can be corrected accurately without unduly emphasizing the amplitude level of It is possible to express it faithfully.

々お実施例は・やルスエコー法による超音波測定法であ
るが、リニア電子スキャン、セクタ電子スキャン、メカ
ニカル・セクタ・スキャン。Examples include ultrasonic measurement methods based on the las echo method, such as linear electronic scanning, sector electronic scanning, and mechanical sector scanning.

コンパウンドスキャン等の各種スキャン方式に適用でき
ることは言うまでもない。Needless to say, it can be applied to various scanning methods such as compound scanning.

■・発明の具体的効果 以上のように本発明によれば、受信信号の減衰度を演算
することで、従来得られなかった組織における超音波の
減衰度が測定できる。また、Ｂモード画像における任意
部分の減衰度の測定、画像全体の単位面積毎の減衰度の
分布像、およびこの減衰度によって正確にＳＴＣ補正さ
れたＢモード像を、得ることができる。したがって従来
のＢモード像による生体組織の形態的情報に加えて、従
来のパルスエコー法によるＳＴＣ補正前のＡモード信号
を処理することで近似的な減衰情報を提供することがで
き、超音波診断がより有用なものとなる。(2) Specific Effects of the Invention As described above, according to the present invention, by calculating the attenuation degree of the received signal, it is possible to measure the attenuation degree of ultrasonic waves in tissue, which has not been possible in the past. Furthermore, it is possible to measure the degree of attenuation in any part of the B-mode image, to obtain a distribution image of the degree of attenuation for each unit area of the entire image, and to obtain a B-mode image that has been accurately STC-corrected based on this degree of attenuation. Therefore, in addition to the morphological information of biological tissue obtained from conventional B-mode images, approximate attenuation information can be provided by processing the A-mode signal before STC correction using conventional pulse-echo method. becomes more useful.

さらに、減衰度と所定の基準レベルとの差分をとり、こ
れに応じて原信号のＳＴＣ補正を行なうことで、従来（
比べて正確な減衰補正が実現される。Furthermore, by taking the difference between the degree of attenuation and a predetermined reference level and performing STC correction of the original signal accordingly,
A more accurate attenuation correction can be achieved.

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

第１図は本発明による超音波測定方法を実現する装置の
実施例を示すブロック図、 基２図は本発明の原理説明に使用する説明図、第３図な
いし第７図は、第１図の実施例に使用する超音波トラン
スジューサの較正を説明するための説明図、 第８図は本発明の詳細な説明する説明図、第９図は、第
１図に示す実施例の１つの動作モードをそれに対応する
演算のグラフとともに示すフロー図、 第１０図ないし第１３図は、第１図に示す実施例の他の
動作モードを説明する説明口、第１４図および第１５図
は本発明の実施例におけるＳＴＣ補正の効果を従来の方
式と比較して説明するだめのグラフ、 第１６図は第１図の実施例における演算回路の構成例を
示す機能ブロック図である。 主要部分の符号の説明 ｌ・・・送信回路 ２・・・超音波トランスジューサ ３・・・受信回路 ４・・・対数増幅回路 ６・・・検波回路 ６・・・３７０回路 ７・・・モニタディスプレイ ８・・・制御回路 ９・・・メモリ回路 １０・・・メモリ回路 １１・・・演算回路 １２・・・切替回路 １３・・・関心領域設定回路 １４・・・生体 ｌ５・・・散乱体 １Ｇ・・・走査回路 ２２・・・マーカ ５２・・・平均値算出部 ５４・・・近似直線算出部 ５Ｇ・・・規格化部 ６０・・・減衰度算出部 ６４・・・レベル比較部 Ｖ（ｆ、り・・・反射波の振幅 β（、）・・・減衰度 第２図 第３図 ）ランスジ≧−サ２つ”う−計１叡）＋（ａｍ）第４図 第５図 第６図 第１０図 第１１図　第１２図 第１４図 ｏ　ｘｋｘＪ’ 第１５図 ｘｋ　ｘＺ ｏｘｋｘ才FIG. 1 is a block diagram showing an embodiment of an apparatus for implementing the ultrasonic measurement method according to the present invention, FIG. 2 is an explanatory diagram used to explain the principle of the present invention, and FIGS. 8 is an explanatory diagram illustrating the calibration of the ultrasonic transducer used in the embodiment of the present invention; FIG. 9 is an explanatory diagram illustrating a detailed explanation of the present invention; FIG. FIGS. 10 to 13 are explanatory diagrams for explaining other operation modes of the embodiment shown in FIG. 1, and FIGS. FIG. 16 is a functional block diagram showing an example of the configuration of the arithmetic circuit in the embodiment of FIG. Explanation of symbols of main parts l... Transmission circuit 2... Ultrasonic transducer 3... Receiving circuit 4... Logarithmic amplifier circuit 6... Detection circuit 6... 370 circuit 7... Monitor display 8...Control circuit 9...Memory circuit 10...Memory circuit 11...Arithmetic circuit 12...Switching circuit 13...Region of interest setting circuit 14...Living body 15...Scatterer 1G ... Scanning circuit 22 ... Marker 52 ... Average value calculation section 54 ... Approximate straight line calculation section 5G ... Standardization section 60 ... Attenuation degree calculation section 64 ... Level comparison section V ( f, ri...Amplitude of reflected wave β(,)...Attenuation degree (Fig. 2, Fig. 3) Transceiver ≧ - 2" (total 1 叡) + (am) Fig. 4, Fig. 5 Figure 6 Figure 10 Figure 11 Figure 12 Figure 14 o xkxJ' Figure 15 xk xZ oxkx

Claims (1)

【特許請求の範囲】 １、超音波・ぐルスを被測定物体に送信し、該被測定物
体から反射された超音波エコー信号を検出することによ
って該物体における超音波の減衰度を測定する超音波測
定方法において、該方法は、 前記超音波パルスを送信後、少なくとも２つの時点にお
ける超音波エコー信号の振幅の減少をめる工程と、 該求めた振幅の減少から、前記少なくとも２つの時点に
対応する前記被測定物体の領域における超音波の減衰度
を算出する工程とを含むことを特徴とする超音波測定方
法。 ２、前記振幅の減少をめる工程は、 前記超音波エコー信号を対数圧縮する段階と、該対数圧
縮された信号を平滑化する段階と、該平滑化された信号
を前記少なくとも２つの時点について直線近似する段階
とを含み、前記減衰度を算出する工程は、前記直線近似
によシ得られた直線の傾斜から前記少なくとも２つの時
点に対応する前記被測定物体の領域における超音波の減
衰度を算出することを特徴とする特許請求の範囲第１項
記載の超音波測定方法０ ３、前記減衰度を算出する工程は、前記直線近似におけ
る前記少なくとも２つの時点についてめた信号を所定の
媒質における所定の反射による超音波エコー信号によっ
て規格化する段階を含み、該規格化した信号から前記減
衰度をめることを特徴とする特許請求の範囲第２項記載
の超音波測定方法。 ４、超音波・母ルスを被測定物体に送信する送信手段と
、 該被測定物体から反射された超音波エコー信号を検出す
る検出手段とを含み、これによって該物体における超音
波の減衰度を測定する超音波測定装置において、該検出
手段は、 前記超音波・ぐルスの送信後における少なくとも２つの
時点に対応した前記被測定物体における領域を設定する
領域設定手段と、 前記超音波エコー信号を蓄積する蓄積手段と、演算手段
とを含み、 該演算手段は、前記蓄積手段に蓄積されたエコー信号か
ら前記少なくとも２つの時点についての振幅の減少をめ
、該求めた振幅の減少から、前記設定された領域におけ
る超音波の減衰度を算出することを特徴とする超音波測
定装置。 ５、前記検出手段は、前記超音波エコー信号を対数圧縮
する対数増幅器を含み、 前記演算手段は、該対数圧縮された信号を平滑化し、該
平滑化された信号を前記少なくとも２つの時点について
直線近似し、該直線近似により得られた直線の傾斜から
前記設定された領域における超音波の減衰度を算出する
ことを特徴とする特許請求の範囲第４項記載の超音波測
定装置。 ６、前記演算手段は、前記直線近似におけるを所定の媒
質における所定の反射による超音波エコー信号によって
規格化し、該規格化した信号から前記減衰度をめること
を特徴とする特許請求の範囲第５項記載の超音波測定装
置。 ７、　前記検出手段は、前記求められた減衰度を可視表
示する表示手段を含むこと全特徴とする特許請求の範囲
第６項記載の超音波測定装置。 ８　前記演算手段は、前記超音波・ぐルスを送信した被
測定物体について単位領域当シの減衰度を算出し、 前記表示手段は、該算出した減衰度を前記被測定物体に
おける分布像として輝度変調により表示することを特徴
とする特許請求の範囲第７項記載の超音波測定装置。 ９、　前記検出手段は前記超音波エコー信号をＳＴＣ補
正するＳＴＣ補正手段を含み、前記演算手段は、前記超
音波・ぞルスを送信した被測定物体につｂて前記超音波
エフ−信号の振幅の減少をめ、該求めた振幅の減少と所
定のレベルとの差分をとシ、 前記ＳＴＣ補正手段は、該算出した差分に応じて前記エ
コー信号のＳ’！’Ｃ補正を行なうことを特徴とする特
許請求の範囲第７項記載の超音波測定装置。[Claims] 1. An ultrasonic device that measures the degree of attenuation of ultrasonic waves in an object by transmitting ultrasonic waves to an object to be measured and detecting an ultrasonic echo signal reflected from the object to be measured. The method includes the steps of: determining a decrease in the amplitude of an ultrasonic echo signal at at least two points in time after transmitting the ultrasonic pulse; An ultrasonic measurement method comprising the step of calculating the degree of attenuation of ultrasonic waves in a corresponding region of the object to be measured. 2. The step of reducing the amplitude includes logarithmically compressing the ultrasound echo signal, smoothing the logarithmically compressed signal, and smoothing the smoothed signal at the at least two points in time. The step of calculating the degree of attenuation calculates the degree of attenuation of the ultrasonic wave in a region of the object to be measured corresponding to the at least two points of time from the slope of the straight line obtained by the linear approximation. 3. The step of calculating the attenuation degree includes transmitting the signals determined at the at least two points in the linear approximation to a predetermined medium. 3. The ultrasonic measurement method according to claim 2, further comprising the step of normalizing an ultrasonic echo signal resulting from a predetermined reflection in the ultrasonic wave, and calculating the degree of attenuation from the normalized signal. 4. Includes a transmitting means for transmitting ultrasonic wave/wavelength to the object to be measured, and a detecting means for detecting the ultrasonic echo signal reflected from the object to be measured, thereby determining the degree of attenuation of the ultrasonic wave in the object. In the ultrasonic measuring device for measuring, the detecting means includes: area setting means for setting an area in the object to be measured corresponding to at least two time points after the transmission of the ultrasonic wave/gurus; The calculation means includes an accumulation means for accumulating, and a calculation means, and the calculation means determines an amplitude decrease for the at least two time points from the echo signal accumulated in the accumulation means, and calculates the setting from the determined amplitude decrease. An ultrasonic measuring device characterized by calculating the degree of attenuation of ultrasonic waves in a region where 5. The detection means includes a logarithmic amplifier that logarithmically compresses the ultrasonic echo signal, and the calculation means smoothes the logarithmically compressed signal and converts the smoothed signal into a straight line for the at least two points in time. 5. The ultrasonic measuring device according to claim 4, wherein the attenuation degree of the ultrasonic waves in the set area is calculated from the slope of the straight line obtained by the linear approximation. 6. The calculation means normalizes the linear approximation by an ultrasonic echo signal caused by a predetermined reflection in a predetermined medium, and calculates the attenuation degree from the normalized signal. The ultrasonic measuring device according to item 5. 7. The ultrasonic measurement device according to claim 6, wherein the detection means includes display means for visually displaying the determined degree of attenuation. 8. The calculation means calculates the degree of attenuation per unit area for the object to be measured that has transmitted the ultrasound/gurus, and the display means displays the calculated degree of attenuation as a distribution image in the object to be measured. The ultrasonic measuring device according to claim 7, characterized in that the display is performed by modulation. 9. The detection means includes an STC correction means for performing STC correction on the ultrasonic echo signal, and the calculation means calculates the amplitude of the ultrasonic F-signal with respect to the object to be measured that has transmitted the ultrasonic echo signal. The STC correction means calculates the difference between the obtained amplitude reduction and a predetermined level in order to reduce the S'! of the echo signal according to the calculated difference. 8. The ultrasonic measuring device according to claim 7, wherein the ultrasonic measuring device performs 'C correction.