JPS61106137A - Ultrasonic diagnostic apparatus - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。(57) [Summary] This bulletin contains application data before electronic filing, so abstract data is not recorded.

Description

【発明の詳細な説明】 〔発明の技術分野〕 この発明は超音波を用いて生体内の情報を得る超音波診
断装置に係り、特に生体内での局所的な超音波音速を計
測する機能を有した超音波診断装置に関する。[Detailed Description of the Invention] [Technical Field of the Invention] The present invention relates to an ultrasonic diagnostic device that uses ultrasound to obtain information inside a living body, and in particular has a function of measuring local ultrasonic sound speed inside a living body. The present invention relates to an ultrasonic diagnostic apparatus having the following features.

〔発明の技術的背景とその問題点〕 超音波を用いた診断法は被検者に負担をかけずに軟部組
織の診断ができ、しかも無侵襲であるという利点を持っ
ており、近年の高速走査装置の進歩によって急速に普及
してきた。この超音波診断法はパルス反射法であるため
、透過法と比較して操作性に優れ、適用され得る診断部
位があまり限定されないことも広く普及した理由に挙げ
られる。[Technical background of the invention and its problems] Diagnostic methods using ultrasound have the advantage of being able to diagnose soft tissue without placing a burden on the examinee, and are non-invasive, and It has rapidly become popular due to advances in scanning equipment. Since this ultrasonic diagnostic method is a pulse reflection method, it is superior in operability compared to a transmission method, and the diagnostic sites to which it can be applied are not so limited are also cited as reasons for its widespread use.

このような超音波診断法に対して最近、画像の定量化の
要求が高まっている。画像の定量化は、特に臓器疾患の
良性、悪性の鑑別診断において有効と考えられている。Recently, there has been an increasing demand for image quantification in such ultrasonic diagnostic methods. Quantification of images is considered to be particularly effective in differential diagnosis of benign and malignant organ diseases.

しかしながら、従来のパルス反射法では反射波強度は生
体内組織間の音響インピーダンス（密度と音速の積）の
差のみならず、反射面０形状２反射面に対する超音波ビ
ームの入射角、生体中での超音波吸収１等にも依存して
おり、またこれらの情報を分離して検出することが困難
であることから、画像の定量化は極めて難しかった。However, in the conventional pulse reflection method, the reflected wave intensity is determined not only by the difference in acoustic impedance (product of density and sound speed) between tissues in the body, but also by the angle of incidence of the ultrasound beam on the reflection surface Quantification of images has been extremely difficult because it depends on ultrasonic absorption 1, etc., and it is difficult to separate and detect these pieces of information.

一方、音速のみを計測する方法は従来、透過型超音波Ｃ
Ｔにおいて行なわれており、未だ研究段階ではあるが性
能が徐々に向上しつつある（文献；Ｇｒｅｅｎｌｅａｆ
、　　Ｊ、　　Ｆ、　ｅｔ、ａｌ、Ａｃｏｕｓｔｉｃａ
ｌ　　Ｈｏ１ｏ。On the other hand, the conventional method of measuring only the speed of sound is transmission-type ultrasonic C
Although it is still in the research stage, its performance is gradually improving (Reference: Greenleaf
, J.F. et al., Acoustica
lHo1o.

ｒａｐｈｙ、ｖｏｌ、６１９７５）　、しかし、透過法
は超音波伝搬経路に骨やガスのある部位には適用できな
いため、乳腺検査等ごく限られた領域でしか使用できな
いという大きな欠点を有している。。Raphy, vol. 61975) However, the transmission method cannot be applied to areas where there are bones or gas in the ultrasound propagation path, so it has a major drawback in that it can only be used in very limited areas such as mammary gland examinations. .

一方、パルス反射法で臓器内の音速を図る方法が近年考
案されている。第５図は赤松等によって報告された肝臓
内音速測定法を示したものである。On the other hand, a method has been devised in recent years to measure the speed of sound inside an organ using the pulse reflection method. Figure 5 shows the intrahepatic sound velocity measurement method reported by Akamatsu et al.

これは強い指向性を持った２つの超音波トランスデユー
サ５１．５２を各々送信用、受信用として用い、送信用
超音波トランスデユーサ５１から送信された超音波が各
トランスデユーサ５１．５２の中心軸ＰＰ’　、ＱＱ’
　の交点０付近にて反射し、受信用超音波トランスデユ
ーサ５２に到達して受信されるまでの時間を測定し、こ
の時間と、各トランスデユーサ５１．５２藺の距離ΔＸ
および角、度θから算出される予想伝搬距離とから、肝
臓内の平均音速を求める方法である。In this method, two ultrasonic transducers 51 and 52 with strong directivity are used for transmitting and receiving, respectively, and the ultrasonic waves transmitted from the transmitting ultrasonic transducer 51 are transmitted to each transducer 51 and 52. central axes PP', QQ'
The time it takes for it to be reflected near the intersection 0, reach the receiving ultrasonic transducer 52, and be received is measured, and this time and the distance ΔX between each transducer 51 and 52 are calculated.
This method calculates the average speed of sound in the liver from the angle and the expected propagation distance calculated from the degree θ.

この方法によって得られる音速は伝搬経路内での平均音
速であるため、肝臓内金体が一様な音響特性を持つ、例
えば肝硬変などのび慢性疾患の診断には有効と考えられ
るが、局部的な疾患には適用できない。また、肝臓内部
とは音速の異なる表皮あるいは脂肪層における音速も混
入するため、音速の測定誤差が大きいという欠点がある
。Since the sound velocity obtained by this method is the average sound velocity within the propagation path, it is considered effective for diagnosing diffuse diseases such as liver cirrhosis in which the metal body in the liver has uniform acoustic characteristics. Not applicable to diseases. Furthermore, since the sound speed in the epidermis or fat layer, which has a different sound speed than the inside of the liver, is also included, there is a drawback that the measurement error in the sound speed is large.

（発明の目的） 本発明の目的は、生体内の所望領域の局所的な超音波音
速を計測することを可能とした超音波診断＠置を提供す
ることにある。(Objective of the Invention) An object of the present invention is to provide an ultrasonic diagnostic device that makes it possible to measure the local ultrasonic sound velocity in a desired region within a living body.

〔発明の概要〕[Summary of the invention]

本発明は上記目的を達成するため、送信用超音波トラン
スデユーサと受信用超音波とをそれぞれの送信領域と受
信領域が互いに交叉するように配置し、送信用超音波ト
ランスデユーサから送信された超音波が生体内の異なる
２点で反射された後、受信用超音波トランスデユーサに
それぞれ受信されるまでの時間の差を計測し、この時間
差から生体内の所望領域での局所的な超音波音速を求め
るようにしたものである。なお、時間差から超音波音速
を求める計算は演算回路によってもよいし、医師等が自
身で行なってもよい。In order to achieve the above object, the present invention arranges a transmitting ultrasonic transducer and a receiving ultrasonic wave so that their respective transmitting areas and receiving areas intersect with each other. After the ultrasound waves are reflected at two different points inside the living body, the time difference between when they are received by the receiving ultrasound transducer is measured, and from this time difference, the local This method is designed to determine the ultrasonic sound velocity. Note that the calculation for determining the ultrasonic sound velocity from the time difference may be performed by an arithmetic circuit, or may be performed by a doctor or the like.

〔発明の効果〕〔Effect of the invention〕

本発明によれば、生体内の局所的な超音波音速を求める
ことができる。しかも、送信用超音波トランスデユーサ
の送信領域と、受信用超音波トランスデユーサの受信領
域との交叉領域を変えることによって、超音波音速を求
めようとする領域を自由に選ぶことができ、超音波音速
分布を求めることも可能である。従って本発明の超音波
診断装置は、局所的に発生する腫瘍等の鑑別診断におい
て極めて有効である。According to the present invention, the local ultrasonic sound velocity within a living body can be determined. Moreover, by changing the intersection area between the transmitting region of the transmitting ultrasonic transducer and the receiving region of the receiving ultrasonic transducer, the region in which the ultrasonic sound velocity is to be determined can be freely selected. It is also possible to obtain the ultrasonic sound velocity distribution. Therefore, the ultrasonic diagnostic apparatus of the present invention is extremely effective in differential diagnosis of locally occurring tumors and the like.

〔発明の実施例〕[Embodiments of the invention]

第１図は本発明の一実施例に係る超音波診断装置の要部
の構成を示すものである。図に示すように、超音波トラ
ンスデユーサとして１つの送信用超音波トランスデユー
サ１１と、２つの受信用超音波トランスデユーサ１２．
１３が用意され、生体１４の表面に装着されている。FIG. 1 shows the configuration of essential parts of an ultrasonic diagnostic apparatus according to an embodiment of the present invention. As shown in the figure, the ultrasonic transducers include one transmitting ultrasonic transducer 11 and two receiving ultrasonic transducers 12.
13 is prepared and attached to the surface of the living body 14.

送信用超音波トランスデユーサ１１は送信回路１５から
供給される電気的駆動パルスにより駆動され、生体１４
内に超音波パルスを送信する。この超音波パルスは生体
１４内で反射されるが、そのうちＡ点、Ｂ点で反射され
た超音波が第１．第２の受信用超音波トランスデユーサ
１２．１３でそれぞれ受信されて電気信号に変換され、
反射波信号となる。これらの反射波信号は増幅器１６゜
１７でそれぞれ増幅された後、第１．第２のエツジ検出
回路１８．１９に供給され、そのフロントエツジが検出
される。第１．第２のエツジ検出回路１８．１９から得
られる検出パルスはカウンタ２０のセット人力Ｓ、リセ
ット人力Ｒにそれぞれ供給される。カウンタ２０は第１
のエツジ検出回路１８からの検出パルスのタイミングで
、コントロール回路２１によって制御されている高周波
発振器２２からのクロックパルスのカウントを開始し、
第２のエツジ検出回路１つからの検出パルスのタイミン
グでクロックパルスのカウントを停止する。カウンタ２
０のカウント値は演算回路２３に入力される。The transmitting ultrasonic transducer 11 is driven by electrical drive pulses supplied from the transmitting circuit 15, and
Send ultrasonic pulses within the body. This ultrasonic pulse is reflected within the living body 14, and the ultrasonic waves reflected at points A and B are the first. are received by second receiving ultrasonic transducers 12 and 13 and converted into electrical signals,
It becomes a reflected wave signal. These reflected wave signals are amplified by amplifiers 16 and 17, respectively, and then transmitted to the first . The signal is supplied to a second edge detection circuit 18, 19, and its front edge is detected. 1st. The detection pulses obtained from the second edge detection circuits 18 and 19 are supplied to the set manual power S and the reset manual power R of the counter 20, respectively. The counter 20 is the first
Start counting clock pulses from the high frequency oscillator 22 controlled by the control circuit 21 at the timing of the detection pulse from the edge detection circuit 18,
Counting of clock pulses is stopped at the timing of a detection pulse from one of the second edge detection circuits. counter 2
A count value of 0 is input to the arithmetic circuit 23.

ここで、カウンタ２０のカウント値をＮ、蟲周波発娠器
２２の発振周波数をｆＸとすれば、送信用超音波トラン
スデユーサ１１から送信、された超音波が生体１４内の
異なる２点で反射された後、第１．第２の受信用超音波
トランスデユーサ１２゜１３でそれぞれ受信されるまで
の時間の差ΔｔはΔｉ　＝　Ｎ　／　ｆ　ｘ　　　・・
・（１）で求めることができる。演算回路２３はこの（
１）式で表わされる演算を行ない、さらに必要に応じて
この時間差Δｔから生体１４内の超音波音速を計測する
。Here, if the count value of the counter 20 is N and the oscillation frequency of the insect frequency oscillator 22 is fX, then the ultrasonic waves transmitted from the transmitting ultrasonic transducer 11 are transmitted at two different points within the living body 14. After being reflected, the first. The difference Δt in time until the second receiving ultrasonic transducers 12 and 13 receive the waves is Δi = N / f x .
・It can be obtained using (1). The arithmetic circuit 23 is
1) The calculation expressed by the formula is performed, and the ultrasonic sound velocity within the living body 14 is measured from this time difference Δt if necessary.

次に、第２図を参照してこの実施例における超音波音速
の原理を詳細に説明する。第２図に示すように３つの超
音波トランスデユーサ１１〜１３をその中心軸（送信ま
たは受信超音波ビームの中心軸）が同一平面上に位置す
るように生体１４上に配置する。但し、受信用超音波ト
ランスデユーサ１２．１３の中心軸は平行とする。一方
、送信用超音波トランスデユーサ１２の中心軸は受信用
超音波トランスデユーサ１２．１３の中心軸とは角度θ
０で交叉するものとする。このときの各超音波トランス
デユーサ１１〜１３の中心軸の２つの交点をＡ、Ｂ、受
信用超音波トランスデユーサ１２．１３の位置をＥ、Ｆ
、またＡ点から線分ＦＢへの垂線と線分ＦＢとの交点を
Ｄとし、領域ＡＤＢＤ’を超音波音速を計測すべき関心
領域とする（但し、ＡＤ／／ＢＤ’　）。また、ＡＥ間
およびＤＦ間での平均音速を０１．Ｃ２、関心領域内で
の音速をＧｏとすれば、送信用超音波トランスデユーサ
１１から送信された超音波が関心領域内のＡ点、Ｂ点で
反射した後、受信用超音波トランスデユーサ１２．１３
で受信されるまでに要する時間ｔ、、ｔ２は、 となる。但し、ｔｏは送信された超音波がＡ点に到達す
るまでの時間、またβｓ　＝ＡＥ＝ＤＦである。Next, the principle of ultrasonic sound velocity in this embodiment will be explained in detail with reference to FIG. As shown in FIG. 2, three ultrasound transducers 11 to 13 are placed on a living body 14 so that their central axes (the central axes of transmitted or received ultrasound beams) are located on the same plane. However, the central axes of the receiving ultrasonic transducers 12 and 13 are parallel. On the other hand, the central axis of the transmitting ultrasonic transducer 12 is at an angle θ with respect to the central axis of the receiving ultrasonic transducer 12 and 13.
It is assumed that they intersect at 0. At this time, the two intersections of the central axes of the ultrasonic transducers 11 to 13 are A and B, and the positions of the receiving ultrasonic transducers 12 and 13 are E and F.
, and the intersection of the perpendicular line from point A to the line segment FB and the line segment FB is set as D, and the area ADBD' is the area of interest in which the ultrasonic sound velocity is to be measured (where AD//BD'). Also, the average sound speed between AE and between DF is 01. C2. If the speed of sound within the region of interest is Go, then after the ultrasound transmitted from the transmitting ultrasound transducer 11 is reflected at points A and B within the region of interest, the ultrasound transducer for reception 12.13
The time t, t2 required until the signal is received is as follows. However, to is the time required for the transmitted ultrasound to reach point A, and βs = AE = DF.

ｔｉとｔ２どの時間差Δｔ１２は、 Δｔｉ　２　”ｔ２−ｔｌ ここで、受信用超音波トランスデユーサ１２゜１３間の
距離ΔＸが小さい場合には、超音波の各伝搬経路ＡＥ、
ＦＤの音響特性はあまり差異がないと仮定することがで
きるため、Ｃｓ　＃Ｃｚとなり、（４）式は となる。さらに、ΔＸ＝ＢＤｔａｎθａ　＝、ＡＳ　ｓ
ｉｎθ口として（５）式を変形すると、 となる。すなわち、受信用超音波トランスデユーサ１２
．１．３間の距離ΔＸ、送信用超音波トランスデユーサ
１１の中心軸と受信用超音波トランスデユーサ１２．１
３の中心軸のなす角（交叉角）６口および伝搬時間差Δ
ｔより、関心領域内での超音波音速Ｃｏ　を求めること
ができる。なお、実際にはΔＸ、角度θ０は既知である
から、第１図で説明したように時間差Δｔを計測するの
みで超音波音速Ｃｏを求めることが可能である。The time difference Δt12 between ti and t2 is Δti 2 ”t2−tl Here, if the distance ΔX between the reception ultrasonic transducers 12 and 13 is small, each propagation path AE of the ultrasound,
Since it can be assumed that the acoustic characteristics of FDs do not differ much, Cs #Cz, and equation (4) becomes. Furthermore, ΔX=BDtanθa=, AS s
When formula (5) is transformed using inθ, the following is obtained. That is, the receiving ultrasonic transducer 12
．． 1.3 distance ΔX between the central axis of the transmitting ultrasonic transducer 11 and the receiving ultrasonic transducer 12.1
The angle formed by the central axes of 3 (intersection angle) 6 and the propagation time difference Δ
From t, the ultrasonic sound velocity Co within the region of interest can be determined. Incidentally, since ΔX and angle θ0 are actually known, it is possible to obtain the ultrasonic sound velocity Co by simply measuring the time difference Δt as explained in FIG.

第３図は本発明の他の実施例を示すもので、電子走査に
より生体内の断層像（Ｂモード像）を得る場合に使用さ
れるアレイ型の超音波トランスデユーサの一部を超音波
音速の計測に利用した例である。すなわち、アレイ型超
音波トランスデユーサ３０を構成する多数配列された振
動子のうち、送信時には斜線で示す３１の領域が使用さ
れ、受信時には同じく斜線で示す３２の領域と３３の領
域が使用される。３１〜３３の各領域の振動子の数は図
では複数であるが、場合によっては１つであってもよい
。FIG. 3 shows another embodiment of the present invention, in which a part of an array-type ultrasonic transducer used to obtain in-vivo tomographic images (B-mode images) by electronic scanning is This is an example of using it to measure the speed of sound. That is, among the large number of transducers arranged in the array-type ultrasonic transducer 30, 31 areas indicated by diagonal lines are used for transmission, and areas 32 and 33, also indicated by diagonal lines, are used for reception. Ru. Although the number of vibrators in each region 31 to 33 is plural in the figure, it may be one in some cases.

アレイ型超音波トランスデユーサ３０の領域３１から超
音波を送信する場合、＠域３１における隣接した複数個
の振動子の駆動タイミングを遅延手段により所定時間ず
らせることによって、その超音波ビームを例えば第３図
中に示したように偏向させることができる。このような
電子的な偏向を行なうための具体的な駆動方法としては
、例えば特公昭５６−１００５８号公報に記載された方
法を用いることができる。When transmitting ultrasonic waves from the region 31 of the array-type ultrasonic transducer 30, by shifting the drive timing of a plurality of adjacent transducers in the @ region 31 by a predetermined time using a delay means, the ultrasonic beam can be transmitted, for example. It can be deflected as shown in FIG. As a specific driving method for performing such electronic deflection, for example, the method described in Japanese Patent Publication No. 56-10058 can be used.

第３図の実施例において、第１図に示した実施例と同様
の処理を行なおうとすればアレイ型足音波トランスデユ
ーサ３０の受信領域３２．３３からの反射信号について
それぞれ別の受信系が必要となるが、もし２つの反射波
信号を時間的に分離して取出すことが可能ならば、これ
らの反射波信号を加算した後に同じエツジ検出回路によ
りエツジ検出を行なうことができる。その場合、加算さ
れた反射波信号の最初の信号のフロントエツジでカウン
タのカウントを開始させ、後の信号のフロントエツジで
カウントを斡了させればよい。In the embodiment shown in FIG. 3, in order to perform the same processing as in the embodiment shown in FIG. However, if it is possible to temporally separate and extract the two reflected wave signals, edge detection can be performed by the same edge detection circuit after adding these reflected wave signals. In that case, the counter may start counting at the front edge of the first signal of the added reflected wave signals, and the counting may be completed at the front edge of the subsequent signal.

この実施例は単一のアレイ型超音波トランスデユーサを
用いて局所的な超音波音速の計測が可能であるため、走
査性に優れており、しかもＢモード像のリアルタイム表
示を併せて行なうことができるため、超音波音速を計測
しようとする関心領域の正確な設定を容易に行なえると
いう利点がある。また、送受信超音波トランスデユーサ
の位置（領１ｉｉ！３１〜３３の位置）および送信超音
波ビームの偏向角を電子的手段により容易、かつ高速に
変えることで、超音波の送信領域と受信領域との交叉領
域を変えることができるので、生体内全領域での局所的
な超音波音速の計測ができ、さらには２次元音速分布の
表示も可能となる。すなわち、従来では不可能であった
パルス反射法による生体内超音波音速分布を求めること
ができる。This embodiment has excellent scanning performance because it is possible to measure the local ultrasonic sound velocity using a single array-type ultrasonic transducer, and can also display B-mode images in real time. This has the advantage that it is easy to accurately set the region of interest in which the ultrasonic sound velocity is to be measured. In addition, by electronically changing the position of the transmitting/receiving ultrasonic transducer (positions of areas 1ii! 31 to 33) and the deflection angle of the transmitting ultrasonic beam easily and quickly, the ultrasonic transmitting area and receiving area Since it is possible to change the area of intersection with the ultrasonic wave, it is possible to measure the local ultrasonic sound speed in the entire region within the living body, and furthermore, it is possible to display a two-dimensional sound speed distribution. That is, it is possible to obtain the in-vivo ultrasonic sound velocity distribution using the pulse reflection method, which was previously impossible.

第４図は本発明のさらに別の実施例を示すもので、２つ
の送信用超音波トランスデユーサ１１゜１１′を用い、
第１の送信用足音波トランスデユーサ１１から送信され
た超音波が生体１４内の異なる２点で反射された後、受
信用超音波トランスデユーサ１２．１３でそれぞれ受信
されるまでの時間Ω差と、追加された第２の送信用超音
波トランスデューサ１１′から送信された超音波が同様
に生体１４内の異なる２点で反射された後、受信用超音
波トランスデユーサ１２．１３でそれぞれ受信されるま
での時間の差を計測し、さらにこれら２つの時間差の差
を計測して超音波音速を求めるようにしたものである。FIG. 4 shows yet another embodiment of the present invention, in which two transmitting ultrasonic transducers 11° and 11' are used.
The time Ω required for the ultrasound transmitted from the first transmitting foot acoustic transducer 11 to be received by the receiving ultrasound transducers 12 and 13 after being reflected at two different points within the living body 14 After the ultrasonic waves transmitted from the added second transmitting ultrasonic transducer 11' are similarly reflected at two different points within the living body 14, they are reflected by the receiving ultrasonic transducers 12 and 13, respectively. The ultrasonic sound speed is determined by measuring the difference in time until it is received, and then measuring the difference between these two time differences.

この場合、第２の送信用超音波トランスデユーサ１１′
から送信された超音波がＤ点およびＤ′点で反射された
後、受信用超音波トランスデユーサ１２．１３でそれぞ
れ受信されるまでの時間ｔ３、ｔ４は、θ０−θｏ　’
　、ＧＡ＝ＨＤならば、あるから、（２＞（７）式より Δｔ＝Δｔ１２−Δｔ４３ ＝ｔ２−ｔｔ　−（ｔ３−ｔ＋　） となる。（９）式より によって、超音波音速を求めることができる。In this case, the second transmitting ultrasonic transducer 11'
The times t3 and t4 from when the ultrasonic waves transmitted from the source are reflected at points D and D' until they are received by the receiving ultrasonic transducers 12 and 13, respectively, are θ0 - θo'
, if GA=HD, then (2>From equation (7), Δt=Δt12−Δt43 =t2−tt−(t3−t+). From equation (9), the ultrasonic sound speed can be found. .

第１図に示した実施例では、超音波音速を求めるのに０
１　岬Ｃ２の条件が必要であったが、第４図の実施例に
よれば（１０）式かられかるように、このような条件が
成立しない場合でも超音波音速Ｇｏを求めることができ
る。In the embodiment shown in FIG. 1, when determining the ultrasonic sound velocity,
1 cape C2 was necessary, but according to the embodiment shown in FIG. 4, as can be seen from equation (10), the ultrasonic sound speed Go can be determined even if such a condition does not hold.

なお、本発明は上記した実施例に限定されるものではな
く、次のように種々変形して実施することが可能である
。例えば第１図では２つの受信用超音波トランスデユー
サ１２．１３で得られた反射波信号のフロントエツジを
検出し、一方のフロントエツジから他方のフロントエツ
ジまでの時間をカウンタで計測したが、反射波信号波形
のピーク検出を行ない、一方のピークが生ずるタイミン
グから他方のピークが生ずるタイミングまでの時間を計
測してもよい。この方法は例えば関心領域が音響的に不
均一であったり、超音波ビーム幅が十分に狭くない場合
等に特に有効である。また、第３図および第４図の実施
例にもこの方法を適用できることは言うまでもない。Note that the present invention is not limited to the embodiments described above, and can be implemented with various modifications as follows. For example, in FIG. 1, the front edges of the reflected wave signals obtained by the two reception ultrasonic transducers 12 and 13 are detected, and the time from one front edge to the other front edge is measured by a counter. The peaks of the reflected wave signal waveform may be detected and the time from the timing at which one peak occurs to the timing at which the other peak occurs may be measured. This method is particularly effective when, for example, the region of interest is acoustically non-uniform or the ultrasound beam width is not narrow enough. It goes without saying that this method can also be applied to the embodiments shown in FIGS. 3 and 4.

また、第３図の実施例においてはアレイ型超音波トラン
スデユーサ２０における送信用超音波トランスデユーサ
の領域２１からの送信超音波ビームの偏向角を大きくと
ろうとすると電子回路、特に遅延回路が複雑となるので
、送信用超音波トランスデユーサのみ独立させてアレイ
型超音波トランスデユーサに隣接して設けてもよい。Furthermore, in the embodiment shown in FIG. 3, when attempting to increase the deflection angle of the transmitting ultrasound beam from the region 21 of the transmitting ultrasound transducer in the array type ultrasound transducer 20, the electronic circuit, especially the delay circuit, Since this would be complicated, only the transmitting ultrasonic transducer may be provided independently and adjacent to the array type ultrasonic transducer.

さらに、第１図あるいは第４図の実施例において送受信
用超音波トランスデユーサを機械的に移動あるいは回転
させる機構を付加すれば、アレイ型超音波トランスデユ
ーサを用いなくとも超音波音速分布を求めることが可能
である。Furthermore, if a mechanism for mechanically moving or rotating the transmitting/receiving ultrasonic transducer is added to the embodiment shown in FIG. 1 or FIG. It is possible to ask for it.

また、前記の各実施例においては受信用超音波トランス
デユーサが２つの場合を説明したが、受信用超音波トラ
ンスデユーサを１つだけ用いるとともに、超音波音速計
測のための時間差計測１回につき、送信用層音波トラン
スデユーサからの超音波の送信を２回行ない、１回目の
超音波送信時と２回目の超音波送信時とでその１つの受
信用超音波トランスデユーサの位置をΔＸだけ機械的ま
たは電気的手段により移動させても同様に超音波音速を
計測することができる。２つの受信用超音波トランスデ
ユーサをΔＸなる距離離して配置した場合、受信される
反射波の超音波ビームは実際は広がりを持っているため
、ΔＸを小さくするとそれぞれの受信領域が重なってし
まい、測定誤差を増大させるという問題があるが、上記
のように１つの受信用超音波を移動させる方法をと、れ
ば、このような問題は生じない。Furthermore, in each of the above embodiments, the case where there are two ultrasonic transducers for reception has been described, but only one ultrasonic transducer for reception is used, and one time difference measurement for ultrasonic sound velocity measurement is performed. Therefore, the ultrasonic wave is transmitted from the transmitting ultrasonic transducer twice, and the position of the receiving ultrasonic transducer is determined between the first ultrasonic wave transmission and the second ultrasonic wave transmission. The ultrasonic sound velocity can be measured in the same way by moving by ΔX by mechanical or electrical means. When two receiving ultrasonic transducers are placed apart from each other by a distance of ΔX, the received reflected ultrasound beam actually has a spread, so if ΔX is made smaller, the respective reception areas will overlap. Although there is a problem of increased measurement error, if the method of moving one reception ultrasonic wave as described above is used, such a problem does not occur.

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

第１図は本発明の一実施例に係る超音波診断装置の欄成
図、第２図は同実施例における生体内の局所的足音波音
速を計測する原理を説明するための図、第３図は本発明
の他の実施例を説明するための図、第４図は本発明のさ
らに別の実施例を説明するための図、第５図は従来のパ
ルス反射法による体内超音波音速の計測の原理を説明す
るための図である。 １１．１１’　・・・送信用超音波トランスデユーサ、
１２．１３・・・受信用足音波トランスデユーサ、１４
・・・生体、１５・・・送信回路、１６．１７・・・増
幅器、１８．１９・・・エツジ検出回路、２０・・・カ
ウンタ、２１・・・コントロール回路、２２・・・高周
波発振器、演算回路、３０・・・アレイ型超音波トラン
スデユーサ、３１・・・送信領域、３２．３３・・・受
信領域。 出願人代理人　弁理士　鈴江武彦 □ 第１図 第２図 第３図 第４ｒＩＡ 第５図 。ｒ　　＼、・FIG. 1 is a column diagram of an ultrasonic diagnostic apparatus according to an embodiment of the present invention, FIG. 2 is a diagram for explaining the principle of measuring the sound velocity of local foot waves in a living body in the same embodiment, and FIG. The figure is a diagram for explaining another embodiment of the present invention, FIG. 4 is a diagram for explaining still another embodiment of the present invention, and FIG. FIG. 3 is a diagram for explaining the principle of measurement. 11.11'... Ultrasonic transducer for transmission,
12.13...Receiving foot sound wave transducer, 14
... Biological body, 15 ... Transmission circuit, 16.17 ... Amplifier, 18.19 ... Edge detection circuit, 20 ... Counter, 21 ... Control circuit, 22 ... High frequency oscillator, Arithmetic circuit, 30...Array type ultrasonic transducer, 31...Transmission area, 32.33...Reception area. Applicant's representative Patent attorney Takehiko Suzue Figure 1 Figure 2 Figure 3 Figure 4rIA Figure 5. r \,・

Claims (6)

【特許請求の範囲】[Claims] （１）生体内に超音波を送信し、生体内からの反射波を
受信して生体内の情報を得る超音波診断装置において、
送信用超音波トランスデューサと、受信領域がこの送信
用超音波トランスデューサの送信領域と交叉するように
配置された受信用超音波トランスデューサと、前記送信
用超音波トランスデューサから送信された超音波が生体
内の異なる２点で反射された後、前記受信用超音波トラ
ンスデューサでそれぞれ受信されるまでの時間の差を計
測する時間差計測手段を備えたことを特徴とする超音波
診断装置。(1) In an ultrasound diagnostic device that transmits ultrasonic waves into a living body and receives reflected waves from the living body to obtain information inside the living body,
a transmitting ultrasonic transducer; a receiving ultrasonic transducer arranged such that its receiving area intersects with the transmitting area of the transmitting ultrasonic transducer; An ultrasonic diagnostic apparatus characterized by comprising a time difference measuring means for measuring the difference in time between being reflected at two different points and being received by the receiving ultrasonic transducer. （２）受信用超音波トランスデューサとして生体内の異
なる２点からの反射波を受信するトランスデューサが個
別に設けられていることを特徴とする特許請求の範囲第
１項記載の超音波診断装置。(2) The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1, wherein transducers for receiving reflected waves from two different points within a living body are separately provided as receiving ultrasonic transducers. （３）送信用超音波トランスデューサおよび受信用超音
波トランスデューサまたはその一方がアレイ型超音波ト
ランスデューサの一部で構成されていることを特徴とす
る特許請求の範囲第１項または第２項記載の超音波診断
装置。(3) The ultrasonic transducer according to claim 1 or 2, characterized in that the transmitting ultrasonic transducer and the receiving ultrasonic transducer, or one of them, is constituted by a part of an array type ultrasonic transducer. Sonic diagnostic equipment. （４）送信用超音波トランスデューサは時間差計測手段
が１回の時間差を計測する際に超音波の送信を２回行な
い、また受信用超音波トランスデューサは機械的または
電気的に移動可能に設けられ、送信用超音波トランスデ
ューサの１回目の超音波送信時と２回目の超音波送信時
とで異なる位置で受信を行なうことを特徴とする特許請
求の範囲第１項または第３項記載の超音波診断装置。(4) The transmitting ultrasonic transducer transmits ultrasonic waves twice when the time difference measuring means measures one time difference, and the receiving ultrasonic transducer is provided to be mechanically or electrically movable, The ultrasonic diagnosis according to claim 1 or 3, characterized in that the transmitting ultrasonic transducer performs reception at different positions when transmitting ultrasonic waves for the first time and when transmitting ultrasonic waves for the second time. Device. （５）送信用超音波トランスデューサおよび受信用超音
波トランスデューサはそれらの送信領域と受信領域との
交叉領域が移動可能となるように少なくとも一方が機械
的または電気的に移動あるいは回転可能に設けられてい
ることを特徴とする特許請求の範囲第１項、第２項、第
３項または第４項記載の超音波診断装置。(5) At least one of the transmitting ultrasonic transducer and the receiving ultrasonic transducer is mechanically or electrically movable or rotatable so that the intersection area between the transmitting area and the receiving area is movable. An ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1, 2, 3, or 4, characterized in that: （６）送信用超音波トランスデューサとして異なる位置
に２つのトランスデューサが設けられ、時間差計測手段
は第１の送信用超音波トランスデューサから送信された
超音波が生体内の異なる２点で反射された後、受信用超
音波トランスデューサでそれぞれ受信されるまでの時間
の差と、第２の送信用超音波トランスデューサから送信
されたが生体内の異なる２点で反射された後、受信用超
音波トランスデューサでそれぞれ受信されるまでの時間
の差を計測し、さらにこれら２つの時間差の差を計測す
ることを特徴とする特許請求の範囲第１項、第２項、第
３項、第４項または第５項記載の超音波診断装置。(6) Two transducers are provided as transmitting ultrasonic transducers at different positions, and the time difference measuring means measures the time after the ultrasonic waves transmitted from the first transmitting ultrasonic transducer are reflected at two different points in the living body. The difference in the time it takes for each receiving ultrasound transducer to receive the data, and the difference in time between the signals transmitted from the second transmitting ultrasound transducer being reflected at two different points within the body and then being received by the receiving ultrasound transducer. Claims 1, 2, 3, 4, or 5 are characterized in that the method measures the difference in time until the time difference is reached, and further measures the difference between these two time differences. Ultrasound diagnostic equipment.