JPH0532060B2 - - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】 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吸収係
数および反射強度を近似的に測定し、物体の超音
波吸収および反射に関する情報を提供する超音波
測定装置に関する。 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、広範囲にわたつて利用されてい
る。中でも医療用の超音波断層装置の最近の発展
は目をみはるものがある。超音波断層装置は原理
的にはパルスエコー法を用いており、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、
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。 従つてこのエコーには生体内部での超音波の減
衰情報、音響インピーダンス、音速等の情報が含
まれているにもかかわらず、現在、利用している
情報はエコーの振幅のみである。 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（Sensitivity Time Control）あるいはTGC
回路（Time Gain Control）と呼ばれる回路に
よつて任意的に補正をしたエコー振幅値で輝度変
調を行ない、ブラウン管に断層像として表示して
いるのみである。従つて得られた断層像は生体内
部の音響インピーダンスの不連続面の２次元的分
布を定性的に画像化しているにすぎず、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
用の中心となつている。しかし生体組織の特性で
ある超音波の減衰情報等の測定はなされていない
のが現状である。 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。しかし後で、詳しく述べる
ようにエコー波形には生体組織中の伝播による吸
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り、いずれも、未
知である。したがつて厳密にこの２つの影響を区
別して識別することは、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
の複数の周波数によつて超音波エコーを同一部分
について送受信し、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
収係数を求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りをも
つ界面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しばしばあるので、この
仮定は生体組織全体を考えたとき、必ずしも成立
するとは限らない。 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
前後に於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。また、反射強度の周波
数依存性の関係を仮定し、３種類以上の周波数に
よつて超音波エコーを同一部分について送受信し
てエコーの各周波数成分の音圧から、吸収係数を
求めるという試みも報告されている。 以上のように、いずれも場合も反射強度につい
てある仮定をし、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つている。 また、減衰係数を測定する方法として透過法が
良く知られている。この方法は第１図のように、
送信用探触子１と受信用探触子２とを被検体１５
を間にして対向して設け、周波数の超音波を送
受信すると、送信波の振幅Vo(f)と受信波の振幅
Vr(f)と減衰係数α（ｆ、ｘ）との関係は次式で得
られるとしている。但しこの減衰係数α（ｆ、ｘ）
は吸収係数と前方散乱係数（透過率）とを含むも
のである。 Vr(f)＝Vo(f)exp（−∫^x _pα（ｆ、ｘ）dx） したがつて両辺の自然対数をとり変形すれば次
式のようになる。 ln〔Vr(f)／Vo(f)〕＝−∫^x _pα（ｆ、ｘ）dx 次にＸ線CTの手法を用い、投影データを収集
し、例えば良く知られたフイルタードバツク・プ
ロジエクシヨンのアルゴリズムを用いてα（ｆ、
ｘ）を求めることができる。 しかしながら、このようにして得られたα（ｆ、
ｘ）には、１つの問題がある。それは例えば第２
図のように比較的強い散乱体３が被検体１５の一
部にある場合、見かけ上受信用探触子２に到達す
る受信振幅Vr(f)は減少する（同図右）。従つて再
構成した減衰係数分布像では、あたかも散乱体３
の境界で減衰係数が大きくなるように表示され
る。つまり、求めた減衰係数は、純粋な吸収係数
ではなく明らかに散乱体の散乱強度の影響を受け
ていることになる。 発明の目的 本発明はこのような従来技術の欠点を解消し、
被検体における超音波の吸収および反射（散乱）
を実用上正しく測定することのできる超音波測定
装置を提供することを目的とする。 本発明によれば、超音波パ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つて物体の音響特性を測
定する超音波測定装置において、 被測定物体に一方の方向から第１の超音波パル
スを送信して被測定物体から反射された超音波エ
コー信号を検出し、一方の方向と対向する他方の
方向から第１の超音波パルスと同一周波数の第２
の超音波パルスを送信して被測定物体から反射さ
れた超音波エコーを検出する超音波送受信手段
と、超音波送受信手段で検出されたエコー信号か
ら被測定物体の所望の被測定領域についてのエコ
ー信号を識別し、識別した領域から得られ、周波
数関数であり、かつ反射強度と区別された吸収係
数を含む音響特性を算出する演算手段と、算出し
た音響特性を領域に対応した可視画像として表示
する表示手段とからなるものである。 本発明の他の特徴によれば、音響特性は超音波
の反射強度を含むものである。 本発明の他の特徴によれば、超音波送受信手段
は、被測定物体を一方の方向とは実質的に垂直な
方向に走査する走査手段を含み、演算手段は、走
査手段により検出されたエコー信号を蓄積するメ
モリ手段とからなり、演算手段は、メモリ手段に
蓄積されたエコー信号から走査により形成される
被測定物体の断面を細分した複数の区画について
各区画の２つの境界におけるエコー信号を識別
し、識別したエコー信号から各区画の超音波吸収
および反射強度の少なくとも一方を算出し、表示
手段は、算出された各区画の吸収係数と反射強度
の少なくとも一方を該断面におけるそれらの分布
像として表示するものである。 本発明の他の特徴によれば、超音波送受信手段
は、被測定物体に対して複数の測定方向から被測
定物体を走査し、演算手段は複数の測定方向につ
いて平均をとつた音響特性を算出するものであ
る。 発明の具体的説明および作用 以下、本発明を実施例によつて詳細に説明す
る。 第３図は、本発明の原理を説明するものであ
る。同図において被検体としての生体１５の左の
探触子１から超音波パルスV_p(f)を送信すると、
生体１５内の音響インピーダンスの不連続面３お
よび４によつてエコーが形成され、これは左の探
触子１に次式で示される振幅Ｖ（ｆ、ｘ）をもつ
た反射波として受信される。 まず不連続面３では Ｖ（ｆ、x₁）＝V_p(f)・Ｒ（ｆ、x₁）・exp（−2∫^x
1 _pα（ｆ、ｘ）dx）・T^x _1p(f)・T^o _x1(f)(1) ここでは超音波の周波数、Ｒ（ｆ、x₁）は、
不連続面３の反射係数すなわち後方散乱強度であ
り、α（ｆ、ｘ）は生体皮膚（ｘ＝０）から不連
続面３（ｘ＝x₁）の間の超音波吸収係数、T^x1 _p(f)
は０〜x₁間の、またT^o _x1間x₁〜０間の各々透過係
数（前方散乱係数）の積を各々表わしている。同
様にして不連続面４（ｘ＝x₂）からのエコーは次
式で表わされる。 Ｖ（ｆ、x₂）＝V_p(f)・Ｒ（ｆ、x₂）・exp（−2
∫^x2 _pα（ｆ、ｘ）dx）・T^x2 _p(f)・T^o _x2(f)(2) (1)／(2)より Ｖ（ｆ、x₁）／Ｖ（ｆ、x₂）＝Ｒ（ｆ、x₁）／Ｒ（ｆ、
x₂）・exp（−2∫^x _1pα（ｆ、ｘ）dx＋2∫^x2 _pα（ｆ、
ｘ）
dx） ・T^x1／_p(f)・T^o／_x1(f)／T^x2／_p(f)・T^o／_x2(f)＝Ｒ
（ｆ、x₁）／Ｒ（ｆ、x₂）・exp（2∫^x2 _x1α（ｆ、ｘ）
dx）・T^x1／_p(f)・T^o／_x1(f)／T^x2／_p(f)・T^o／_x2(f)(3
) ∵∫^x2 _pα（ｆ、ｘ）dx＝∫^x1 _pα（ｆ、ｘ）dx＋∫^x2 _x1
α（ｆ、ｘ）dx (3)式の両辺の自然対数をとると ln〔Ｖ（ｆ、x₁）／Ｖ（f.x₂）〕＝ln〔Ｒ（f.x₁）／Ｒ
（f.x₂）〕＋2∫^x2 _x1α（f3x）dx＋ln〔１／T^x2 _x1(f)T^x
1 _x2(f)(4) ∵〔T^x1 _p(f)／T^x2 _p(f)〕＝〔T^x _1p(f)／T^x1 _p(f)・T^x2 _x1(
f)〕＝〔１／T^x2 _x1(f)〕 もし、生体１５中の反射係数が場所によらずほ
ぼ一定、すなわちＲ（ｆ、x₁）Ｒ（ｆ、x₂）であ
り、また透過係数が殆だ１に近い、すなわちT^x _p
(f)１であれば、(4)式よりただちにα（ｆ、ｘ）
が次式で求められる。 ∫^x2 _x1α（ｆ、ｘ）dx ＝１／２ln〔Ｖ（ｆ、x₁）／Ｖ（ｆ、x₂）〕 (5) 生体軟組織の場合吸収係数はほぼ周波数に比
例するので、α（ｆ、ｘ）＝ｄ(x)・ｆとおける。さ
らにx₁とx₂の間での吸収係数の平均値をx₁x₂と
すれば、 ∫^x2 _x1α（ｆ、ｘ）dx＝f∫^x2 _x1α(x)dx＝ｆx₁x₂・
（x₂−x₁）となり(5)式よりx₁x₂が次のように求
められる。 x₁x₂＝１／2f・１／（x₂−x₁）ln〔Ｖ（ｆ，x₁）／Ｖ
（ｆ、x₂）〕(6) しかしながら、この仮定は生体１５の極めて接
近した微小部分についてであれば、成立する可能
性もあると考えられるが、組織全体で考えた場
合、成立するという見込みは殆んどないと言えよ
う。 さらにＲ（ｆ、ｘ），Ｔ(f)が周波数に依存しない
という仮定をおけば、すなわちＲ（ｆ、ｘ）がＲ
(x)であれば(4)式を２つの異なる周波数₁および₂
について測定すると次の(7)および(8)式が得られ
る。 ln〔Ｖ（f₁、x₁）／Ｖ（f₁、x₂）〕 ＝ln〔Ｒ（x₁）／Ｒ（x₂）〕 ＋2∫^x2 _x1α（f₁、ｘ）dx ＋ln〔１／T^x2 _x1・T^x1 _x2〕 (7) ln〔Ｖ（f₂、x₁）／Ｖ（f₂、x₂）〕 ＝ln〔Ｒ（x₁）／Ｒ（x₂）〕 ＋2∫^x2 _x1α（f₂、ｘ）dx ＋ln〔１／T^x2 _x1・T^x1 _x2〕 (7)−(8)より ln［Ｖ（f₁、x₁）／Ｖ（f₁、x₂）／Ｖ（f₂、x₁）／Ｖ（
f₂、x₂）］ ＝2∫^x2 _x1〔α（f₁、ｘ）−α（f₂、ｘ）〕dx(9) α（ｆ、ｘ）＝α(x)・ｆおよびα(x)のx₁とx₂の間
の平均値をx₁x₂とすれば ∫^x2 _x1〔α（f₁、ｘ）−α（f₂、ｘ）〕dx ＝（f₁−f₂）∫^x2 _x1α(x)dx ＝（f1−f2）（x₂−x₁）x1x2 したがつて x₁x₂＝１／２（f₁−f₂）・１／（x₂−x₁）［ln｛Ｖ（
f₁、x₁）／Ｖ（f₁、x₂）／Ｖ（f₂、x₁）／Ｖ（f₂、x₂）
｝］(10) でx₁x₂が求められる。 この仮定は、超音波の波長に比べて十分大きな
広がりをもつ界面、例えば平面反射板のような場
合には成立する。しかし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も同時に存在す
ることがあるので、この仮定は生体組織全体を考
えたとき、必ずしも成立するとは限らない。 本発明では上記のような仮定によらないで、吸
収係数α（ｆ、ｘ）を求めるもので、第３図のよ
うに同じ生体１５に、対して探触子１と実質上直
線上で対向して設けられている探触子１ａによつ
て同様にV_p(f)の振幅をもつパルスを送信する。
生体１５中の不連続面４（ｘ＝Ｌ−x₂）および不
連続面３（ｘ＝Ｌ−x₁）からのエコーは同様に次
式で表わされる。ここでＬは探触子１および１ａ
を結んだ直線上での生体１５の厚さである。 Ｖ（ｆ、Ｌ−x₂）＝V_p(f)・Ｒ（ｆ、Ｌ−x₂）・exp（−
2∫^L-x2 _Lα（ｆ、ｘ）dx）・T^L-x2 _L(f)・T^L _L-x2(f)(11)
Ｖ（ｆ、Ｌ−x₁）＝V_p(f)・Ｒ（f₁L−x₁）exp（−2∫^L-
x1 _Lα（ｆ、ｘ）dx）・T^L-x1 _L(f)・T^L/L-x ₁(f)(12) 探触子１で受信したエコー信号の場合と同様に
(11)／(12)を計算し、両辺の自然対数をとれば(4)式に
対応する(13)式を得る。 ln〔Ｖ（ｆ、Ｌ−x₂）／Ｖ（ｆ，Ｌ−x₁）〕 ＝ln〔Ｒ（ｆ、Ｌ−x₂）／Ｒ（ｆ、Ｌ−x₁）〕＋2∫^x
1 _x2α（ｆ、ｘ）dx＋ln〔１／T^x1 _x2(f)・T^x2 _x1(f)〕(13
) ∵−2∫^L-x2 _Lα（ｆ、ｘ）dx＋2∫^L-x1 _Lα（ｆ，ｘ）dx ＝−2∫^L-x2 _Lα（ｆ、ｘ）dx＋2∫^L-x2 _Lα（ｆ、ｘ）
dx＋2∫^x1 _x2α（ｆ、ｘ）dx＝2∫^x1 _x2α（ｆ、ｘ）dx ここで ∫^x2 _x1α（ｆ、ｘ）dx＝∫^x1 _x2α（ｆ、ｘ）dxとおく
こ
とができる。すなわちx₁−x₂の間での吸収係数の
積分値は超音波の伝播方向によらないと考える。
従つて(14)式が得られる。 ln〔Ｖ（ｆ、Ｌ−x₂）／Ｖ（ｆ、Ｌ−x₁）〕＝ln〔Ｒ（
ｆ，Ｌ−x₂）／Ｒ（ｆ、Ｌ−x₁）〕＋2∫^x2 _x1α（ｆ、
ｘ）dx＋
ln〔１／T^x1 _x2(f)・T^x2 _x1(f)〕 (14) (4)式と(14)式を加算すると次のようになる。 ln［Ｖ（ｆ、x₁）／Ｖ（ｆ、x₂）・Ｖ（ｆ、Ｌ−x₂）／
Ｖ（ｆ、Ｌ−x₁）］＝ln［Ｒ（ｆ、x₁）／Ｒ（ｆ、x₂）
・Ｒ（ｆ、Ｌ−x₂）／Ｒ（ｆ、Ｌ−x₁）］ ＋4∫^x2 _x2α（ｆ、ｘ）dx＋ln〔１／T^x2 _x1(f)²・T^x1 _x
2(f)²〕(15) ここでＲ（ｆ、x₁）とＲ（ｆ、Ｌ−x₁）およびＲ
（ｆ、x₂）とＲ（ｆ、Ｌ−x₂）とは各々不連続面３
および４についての表裏の反射係数の関係にあ
る。第４図のように不連続面の音響インピーダン
スＺ１とＺ２が平面反射板のときは反射係数Ｒお
よびR′は次のように与えられ、表と裏の反射係
数の絶対値は等しくなる。すなわち、 Ｒ＝Vr／Vi＝Z₂cosθi−Z₁cosθt／Z₂cosθi−Z₁cos
θt R′＝Vi／Vr＝Z₁cosθt−Z₂cosθi／Z₁cosθt−Z₂cos
θi ｜Ｒ｜＝｜R′｜ また第５図のように生体組織１５がランダムな
散乱体で構成されていると、すなわち不連続面３
および４は、ランダムな散乱体で構成されている
と、どの方向から超音波が伝播し、反射（散乱）
を受けたとしても、後方散乱係数Ｒ（ｆ、ｘ）は
等しくなるはずである。従つてＲ（ｆ，ｘ）Ｒ
（ｆ、Ｌ−ｘ）つまりＲ（ｆ、ｘ）／Ｒ（ｆ、Ｌ−
ｘ）１となる。従つて(15)式の右辺第１項は ln［Ｒ（ｆ、x₁）／Ｒ（ｆ、Ｌ−x₁） Ｒ（ｆ、Ｌ−x
₂）／Ｒ（ｆ、x₂）］＝ln 〔１〕＝０となる。 またT^x2 _x1(f)およびT^x1 _x2(f)はx₁〜x₂間およびx₂〜
x₁間の透過係数である。生体軟組織の透過係数に
ついては未だ正確なデータはないが、概略次のよ
うに考えることができる。生体軟組織の平均音響
インピーダンスは1.63×10⁶〔Kg／m²・ｓ〕であ
り、また音響インピーダンスの範囲は大略1.4〜
1.7×10⁶〔Kg／m²・ｓ〕であることが知られてい
る。透過係数の値を調べるために、平面層でのモ
デルを用いると次のようになる。すなわち第６図
のように、仮に上記の範囲内で最も音響インピー
ダンスＺ１，Ｚ２の値が離れた２層がある場合を
考えると、 T₁₂＝2Z₂／Z₁＋Z₂、T₂₁＝2Z₁／Z₁＋Z₂ ∴T₁₂・T₂₁＝4ZZ₂／（Z₁＋Z₂）²＝４（^Z2／_Z1）／（
１＋^Z2／_Z1） Z₂／Z₁＝1.7／1.4＝1.214 ∴T₁₂・T₂₁＝1.009 ∴ln〔１／T² ₁₂・T² ₂₁〕 ＝ln〔0.982〕＝−0.018 dB換算にすると−0.158dBとなる。実際に生体
内での音響インピーダンスの差は平均的には小さ
いと考えられる。すなわちZ₁＝1.5、Z₂＝1.6とす
るとZ₂／Z₁＝1.0６・ ∴ln〔１／T² ₁₂・T² ₂₁〕＝−
0.001dB換算すると0.009dBとなる。Z₂／Z₁とln
〔１／T² ₁₂・T² ₂₁〕の関係を計算したのが第７図で
ある。 一方、生体軟組織の吸収係数は大略0.5〜
2.0dB／cm・ＭHzの範囲にあることが知られてい
る。通常使用される周波数帯である3MHz程度で
は1.5〜6.0dB／cmの範囲となる。従つて、１cm当
りの吸収係数と、透過係数を比べると、透過係数
の方は約1/10以下〜1/100以下と考えることがで
きる。１mm当りの吸収係数は0.15〜0.6dB／mmと
なり第７図より0.86Z₂／Z₁1.17の範囲であれ
ば、透過係数の方が約1/10以下と考えることがで
きる。従つて生体の軟組織の平均音響インピーダ
ンス1.63×10⁶に対して1.4〜1.9×10⁶の範囲の軟
組織との透過係数については、吸収係数の約1/10
以下と推定できる。 実際の生体軟組織の透過係数（前方散乱係数）
を計算することは現在のところ明確な理論が確立
されていない。しかし音響インピーダンスの差
が、非常に小さいことを考えると、透過係数は、
かなり１に近いことが予想され、吸収係数に比べ
て無視できるものと推定される。もし透過係数
が、吸収係数に対して無視できない場合には、こ
の分が吸収係数への誤差として、入つてくること
になる。第表に生体組織の音響インピーダンス
値を、第表に吸収係数を、示してある。 第表 音響インピーダンス生体組織 (×10⁵ｇ/cm²秒) 脂 肪 1.38 眼球水晶体水様液 1.50 眼球硝子液 1.52 脳 1.58 血 液 1.61 腎 臓 1.62 人体組織（平均値） 1.63 脾 臓 1.64 肝 臓 1.65 筋 肉 1.70 眼球水晶体 1.84 頭がい骨 7.80

【表】 そこで以上の仮定より(15)式は次のようになる。 ∫^x2 _x1α（ｆ、ｘ）dx＝１／４ln［Ｖ（ｆ、x₁）／Ｖ（
ｆ、x₂）・Ｖ（ｆ、Ｌ−x₂）／Ｖ（ｆ、Ｌ−x₁）］(16)
これよりα（ｆ、ｘ）が求められる。 不連続面がランダムな散乱体でないときも超音
波のビーム幅の大きさの中で、不連続面が大きく
変化していなければ、すなわち、ゆつくりと変化
していれば、Ｒ（ｆ、ｘ）／Ｒ（ｆ、Ｌ−ｘ）１
と考えることが可能である。第８図のように、超
音波ビーム幅Ｄの中で、不連続面３ａが、大きく
変化しているとＲ（ｆ、ｘ）≠Ｒ（ｆ、Ｌ−ｘ）の
可能性がある。このような場合(15)式からα（ｆ、
ｘ）を求めた場合の誤差の項ln［Ｒ（ｆ、x₁）／Ｒ（ｆ
、x₂）・ Ｒ（ｆ、Ｌ−x₂）／Ｒ（ｆ、Ｌ−x₁）］をできる限り小
さくする工夫 が必要である。これについては後で詳しく述べる
こととする。 ここでは、まずＲ（ｆ、ｘ）／Ｒ（ｆ、Ｌ−ｘ）
１が成立すると仮定したときの実施例につい
て、詳細に述べることとする。上記仮定が成立す
れば、α（ｆ、ｘ）は、(16)式で求めることが可能
である。すなわち生体（被測定物体）１５に対し
て対向した探触子１および１ａを配置し、各々の
探触子によつて、不連続面x₁、x₂からのエコー信
号を独立に測定する。この測定されたエコー振幅
Ｖ（ｆ、x₁）、Ｖ（ｆ、x₂）およびＶ（ｆ、Ｌ−x₂）、
Ｖ（ｆ、Ｌ−x₁）より(16)式を用いてα（ｆ、ｘ）を
算出することができるわけである。但しこの場
合、例えば不連続面３に対して探触子１および１
ａまでの距離が異なつている点に注意しなければ
ならない。このような距離の違いによる超音波の
拡散現象を、補正するには、反射波を球面波と考
え、探触子１および１ａの受信面積が同じであれ
ば距離の２乗に反比例した拡散分を次式によつて
相殺してやればよい。 ∫^x2 _x1α（ｆ、ｘ）dx＝１／４ln［Ｖ（ｆ、x₁）／Ｖ（
ｆ、Ｌ−x₁）・（Ｌ−x₁）²／x₁ ²・Ｖ（ｆ、x₂）／Ｖ（
ｆ、Ｌ−x₂）・（Ｌ−x₂）²／x₂ ²］(17) また本発明の仮定として生体内の音速C₀を、
ほぼ一定（1530ｍ／Ｓ）と考えている。したがつ
てｘ＝C₀・ｔで与えられC₀が一定であるから(17)
式は次式のようになる。 ∫^x2 _x1α（ｆ、ｘ）dx＝１／４ln［Ｖ（ｆ、C₀t₁）／Ｖ
（ｆ、C₀T−C₀t₁）・（Ｔ−t₁）²／t₁ ²・Ｖ（ｆ、C₀t₂
）／Ｖ（ｆ、C₀T−C₀t₂）・（Ｔ−t₂）²／t₂ ²］(18) 音速C₀が一定であれば、第９図の模式図に示
すように、左の探触子１から送信したときのエコ
ーV₁₄(f)と右の探触子１ａから送信したときのエ
コーV₄₁(f)は、相対的に時間を反転させてやれ
ば、各音響不連続面x₁、x₂のエコーの位置が一致
することとなる。つまり、同図に示すようにエコ
ーV₁₄(f)の時間軸を反転した波形₁₄(f)はエコー
V₄₁(f)と実質的に同じとなる。したがつてV₄₁
(f)／₁₄(f)は実質的に０になる。 さらに、探触子からの音圧は、通常、探触子か
らの距離によつて変化する。特に近距離音場は複
雑であり、遠距離音場も比較的ゆるやかである
が、変化をする。従つて以上の理由から測定には
遠距離音場を使用することが好ましい。 さらに、音場の変化による測定誤差を除去する
ためには、予め第１０図あるいは第１１図のよう
な標準媒質２０中の標準反射体４０または６０か
らの音場特性を測定し、この標準音圧特性で測定
値を規格化する必要がある。これによつて音場変
化による誤差と反射体・探触子間の距離による超
音波の拡散誤差を同時に除去することが可能であ
る。第１０図では点反射体４０が支持体５０に支
持され、第１１図は標準反射体が平面反射体６０
の場合を示す。いずれの場合も、タンク３０に標
準媒質２０としてたとえば脱気水が満たされ、こ
れに探触子１または１ａを配して音場特性の測定
を行なう。 このようにして規格化した場合(18)式による拡散
の補正は不要となる代わりに、距離ｘでの標準音
圧（振幅）をＵ（ｆ、ｘ）とすれば(16)式は次のよ
うに変形され、これによりα（ｆ、ｘ）が求めら
れる。 ∫^x2 _x1α（ｆ、ｘ）dx＝１／４ln［Ｖ（ｆ、x₁）／Ｖ（
ｆ、x₂）・Ｕ（ｆ、x₂）／Ｕ（ｆ、x₁）・Ｖ（ｆ、Ｌ−
x₂）／Ｖ（ｆ、Ｌ−x₁）・Ｕ（ｆ、Ｌ−x₁）／Ｕ（ｆ、
Ｌ−x₂）］(19) 次に、α（ｆ、ｘ）が求まることより、(4)式お
よび(14)式を用いて、更に反射強度Ｒ（ｆ、ｘ）を
算出することが、可能となる。α（ｆ、ｘ）を測
定したことによつて被測定物体の吸収特性がわか
り、この吸収特性と(4)式よりＲ（ｆ、ｘ）が求め
られる。すなわち ln〔Ｒ（ｆ、x₁）／Ｒ（ｆ、x₂）〕＝ln〔Ｖ（ｆ、x₁）
／Ｖ（ｆ、x₂）〕−2∫^x2 _x1α（ｆ、ｘ）dx となる。（このとき透過係数Ｔは、無視してい
る。）言い換えればSTC補正が、正確に実行でき
るわけである。また(14)式からも同様にＲ（ｆ、Ｌ
−ｘ）が求められる。 ln〔Ｒ（ｆ、Ｌ−x₂）／Ｒ（ｆ、Ｌ−x₁）〕＝ln〔Ｖ（
ｆ、Ｌ−x₂）／Ｖ（ｆ、Ｌ−x₁）〕−2∫^x2 _x1α（ｆ、
ｘ）dx 本発明の原理から ln〔Ｒ（ｆ、x₁）／Ｒ（ｆ、x₂）〕＝１／ln〔Ｒ（ｆ、
Ｌ−x₂）／Ｒ（ｆ、Ｌ−x₁）〕 の関係にある。 しかし、このままではＲ（ｆ、ｘ）の相対値Ｒ
（ｆ、x₁）／Ｒ（ｆ、x₂）は、決定できるが、絶対
値を定めることはできない。すなわち被測定物体
１５の表面からの最初のエコーによつて、この表
面の反射強度を決めることができないからであ
る。しかしながら、先に述べたように、標準反射
体からの反射強度で規格化したものを被測定物体
からの反射強度とする定義を行えば、この表面の
反射強度R^（ｆ、x₀）は、次式で与えられる。 R^（ｆ、x₀）＝Ｒ（ｆ、x₀）／Ｖ（ｆ、x₀） R^（ｆ、x₀）より、あとは逐次的に、R^（ｆ、x₁），
R^（ｆ、x₂）…が求められてゆく。すなわち R^（ｆ、x₀）／Ｒ（ｆ、x₁）＝k₀₁ ∴ｋ（ｆ、x₁）＝R^（ｆ、x₀）／k₀₁ 但しk₀₁＝〔Ｖ（ｆ、x₀）／Ｖ（ｆ、x₁）〕・exp（−2
∫^x1 _x0α（ｆ、ｘ）dx） 以上のように、α（ｆ、ｘ）およびR^（ｆ、x₀）
と(4)式または(14)式の関係より、反射強度Ｒ（ｆ、
ｘ）が、求められる。 以上説明したように、本発明は原理的に超音波
が、透過するような人体部位に対して有効であ
る。従つて最も好ましい部位は乳房であるが、腹
部にも充分適用が可能である。 次に、乳房を対象としたときの実施例の１つを
第１２図によつて詳細に説明する。 対象の乳房１５は通常、自然な形を、保つため
に第１３図に示すように伏臥位にて水タンク３０
の脱気水２０中に懸垂させて検査および測定を行
うのが、好ましい。脱気水２０の中には、乳房１
５を間にはさんで対向するような位置関係に、探
触子１および１ａが各々連結用アーム１８にて、
連結して設けられている。探触子１および１ａ
は、制御回路８の制御のもとに走査機構１４によ
つて上下方向１０１および走査方向１００に、移
動および走査を可能としている。 探触子１および１ａは切替回路１３を介して送
信回路２３が接続されて送信系が構成され、また
受信回路２１、対数増幅器２２、検波回路５、メ
モリ回路９およびSTC回路６などによつて受信
系が構成されている。 乳房１５の内部で反射された超音波エコーはモ
ニタデイスプレイ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、本発明に従つて算出
された、乳房１５における超音波のたとえば吸収
係数または反射強度であるが、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によつて得られる。その
際、これらの吸収係数または反射強度を測定する
関心領域（ROI）は関心領域設定回路１９によつ
て設定される。 まず従来のＢモード像は次の手順で得られる。
乳房１５の検査すべき断面の高さ１０２を走査機
構１４によつて探触子１，１ａを移動することに
よつて設定する。次に、探触子１，１ａを走査方
向１００に沿つて走査すれば、その断面における
乳房１５のＢモード像が得られる。この場合探触
子１あるいは１ａのいずれか１つの探触子の選択
はスイツチ回路１３によつて行なう。 送信回路２３によつて駆動用パルスが作られ、
スイツチ回路１３で選択された探触子（ここで
は、１とする）を駆動し対象乳房１５に向つて超
音波パルスが、送信される。乳房１５内で反射さ
れたエコーが同じ探触子１で受信され、受信回路
２１で増幅され、対数増幅回路２２で、さらに対
数圧縮および増幅が行われる。次に検波回路５で
検波されメモリ回路９に入力され、この信号は
STC回路６にて減衰補正され、メモリ回路１０
に入力される。走査方向１００に沿つて探触子１
を走査することで断面１５のＡモード信号がすべ
てメモリ回路１０に格納される。このデータが輝
度変調されＢモード像となつてモニタデイスプレ
イ７上にたとえば第１４図のように表示される。 第１４図のＢモード像上で吸収係数を測定した
り部分の設定がオペレータによつて関心領域設定
回路１９によつて行われる。例えば第１４図のよ
うに２つのクロスラインで行われるROI設定位置
は演算回路１１に入力される。これによつて制御
回路８は、走査機構１４に探触子１および１ａを
走査線２００の位置に設定するよう指令する。そ
こで制御回路８は送信回路２３を駆動し、切替回
路１３を制御して走査線２００を中心として数本
の走査が、探触子１および１ａによつて左および
右から独立に交互に実行される。これらのＡモー
ド信号は、メモリ回路９に入力される。これらの
Ａモード信号から第１５図に示すフローチヤート
に従つてROI区間の平均吸収係数が測定され
る。 このフローにおいて平均吸収係数は次式から
得られる。 ＝１／4f・１／C₀（t₁−t₂）・ln〔Ｖ（ｆ、x₁）／Ｖ
（ｆ、x₂）・Ｕ（ｆ、x₂）／Ｕ（ｆ、x₁）・Ｖ（Ｆ，Ｌ
−x₂）／Ｖ（ｆ、Ｌ−x₁）・Ｕ（ｆ、Ｌ−x₁）／Ｕ（ｆ
、Ｌ−x₂）〕(20) 以上説明した方法はＢモード像を走査し、その
後再びROI部分について左右より吸収係数測定の
ための走査を行うというものであつた。しかし予
め左右からの走査を実行し、これらのＡモード信
号をメモリ回路９に記憶させておけば吸収係数の
測定はメモリ回路９内の信号より第１５図のフロ
ーチヤートに従つて求められるので、吸収のため
の再計測の必要がなく、より良い方法と言うこと
ができる。 第１７図および第１８図のように探触子１およ
び１ａの代わりに、リニヤ・アレイ型探触子２０
ａおよび２０ｂを用いれば、走査方向１００の走
査が電子的に行われリアル・タイムでＢモード像
が得られることは言うまでもない。そのための電
気回路については従来のリニア・アレイ・スキヤ
ナのものと同じものでよいので、ここでは詳細に
ついては、説明を省略する。ブロツク１８ａおよ
び１８ｂが電子走査のためのマルチ・プレクサ回
路である。受信回路２１にはいわゆる電子フオー
カスのための位相調整回路等が含まれるが、対数
増幅回路２２以後は基本的には第１２図の回路と
同様であつてさしつかえない。 標準音圧を、測定するための較正用走査を予め
実行し、標準音圧値を演算回路１１内の不揮発性
メモリ等に記憶させておいてもよい。または、水
タンク３０内に第１９図のように複数個の標準反
射体４２をアレイ状に組入れておけば、探触子の
交換を行つても較正用走査を実施することがで
き、便利である。より具体的には、標準反射体４
２は図示のようにｘ方向の位置を順次ずらせて走
査方向１０１に配列されている。点線３２で示す
位置に探触子１および１ａを配して乳房１５の測
定を行なうに先立つて、標準反射体４２アレイの
両側に探触子１および１ａを配し、順次これらを
走査することによつて標準反射体４２によるエコ
ーを測定し、これを演算回路１１内のメモリに蓄
積する。次に乳房１５の測定を行なうときにこの
標準データにより測定値の規格化を行なう。 次に人体腹部を対象とした実施例について第２
０図を参照して説明を行う。被検体１５としての
被検者はベツド８００上に仰臥位にて安静にして
おり、探触子１および１ａは支持体６５０ａ，６
５０ｂおよび６００ａ，６００ｂによつてアーム
１８に取り付けられている。アーム１８は支持体
５００によつて保持されている。検査部位の設定
は支持体５００を上下方向１０００に沿つて移動
することが決定される。探触子１および１ａに
は、被検査１５との音響的接触を良好にするため
に水バツグ３００ａおよび３００ｂが設けられて
いる。支持体６５０ａ，６５０ｂを左右方向１１
００に移動させることで、被検者１５は対向して
探触子１および１ａが設定される。この場合の測
定断面は例えば第２１図のようになり、肝臓１５
ａ等が検者の対象となる。肝臓の場合、従来の測
定方法、たとえば第１図で説明した方法では脊椎
４６が測定の障害となるが、本発明による方法で
は両方向から測定を行なうので、脊椎４６が肝臓
４４の測定の障害となることはない。このとき探
触子１および１ａの代りにリニアアレイ探触子２
０ａおよび２０ｂのような電子走査型探触子を用
いることが最も好ましい。 このようにして測定された被検体１５の吸収係
数および反射強度は制御回路８の制御によつてモ
ニタデイスプレイ７に可視画像として表示され
る。被検体１５として再び乳房を例にとる。第２
２図に示すように被検体１５の測定領域を仮想マ
トリツクス２０００に区分し、その中のマトリツ
クス成分である各々の画素１０００に対して第１
２図について説明したのと同様な測定を行い、各
画素１０００の吸収係数α（ｆ、xij）を求める。
つまり第２３図のように探触子１および１ａから
のＡモード信号２１０および２２０について順次
単位画素毎に吸収係数を測定し、これらの値をメ
モリ回路１０に入力し、画像としてモニタ・デイ
スプレイ７上に、展開すればよい。 第２３図では、第16図と同様に探触子１で受信
したエコーを２１０で示し、同１ａで受信したエ
コーを２２０で示している。そこで、より詳細に
説明すると、例えば探触子１で受信したエコーに
おける信号２１３に対応する探触１ａで受信した
エコーの信号は２２７であり、２１４の対応は２
２６である。この４つの信号２１３，２１４およ
び２２７，２２６が第１５図のそれぞれＶ（ｆ、
x₁），Ｖ（ｆ、x₂）およびＶ（ｆ、Ｌ−x₂），Ｖ（ｆ、
Ｌ−x₁）に対応している。実際には、Ｖ（ｆ、ｘ）
を与える振幅はその信号の位置に対して所定の幅
をもつ信号の平均値として測定される。すなわち
第２４図のように例えば２２６の位置について２
２６_-1から２２６_-2までの範囲の信号の平均値を
もつて位置２２６の信号Ｖ（ｆ、ｘ）とする。こ
の幅は最大でも画素の大きさ程度でなければなら
ない。次に、第２５図のアルゴリズムに従つて反
射強度Ｒ（ｆ、ｘ）の分布も求めることが可能で
ある。これによつて各画素ｉについてその境界に
おける反射強度Ｒ（ｆ、xi）が求まり、モニタデ
イスプレイ７にその分布像が表示される。 さらに、吸収係数α（ｆ、ｘ）の分布を正確に
測定するためには、第２７図および第２８図のよ
うに前記の２つの対向した探触子１および１ａに
よる測定を被検体１５の周囲180°にわたつて行
う。角度の変化につれて得られた各画素に対する
吸収係数α〓（ｆ、xij）を加算平均し、α（ｆ、xij）
とする。すなわち α（ｆ、xij）＝１／Ｎ₁₈₀ 〓 〓⁼⁰α〓（ｆ、xij） 但しＮ＝180°／Δθであり、Δθは観測角度の単
位ステツプである。この方法は、丁度Ｘ線CTと
類似しているが、Ｘ線CTで用いられるような特
別な像再生アルゴリズムを、必要としないのが１
つの最大の特徴である。このように、180°〜0°に
わたつての測定によつてα（ｆ、ｘ）を求めれば、
前述した本発明を適用する場合の１つの仮定であ
るＲ（ｆ、ｘ）Ｒ（ｆ、Ｌ−ｘ）としたことによ
る誤差は平均化され、小さくなる。なお、本測定
はＸ線CTのように必ずしも180°にわたる測定デ
ーターを必要としないアルゴリズムであるので、
第２９図のように被検体１５内に超音波を透過し
ない部分３０００があるときはこの領域を除いて
θ₁〜θ₂まで走査し測定を行うことが可能である。 本発明は、原理的に単一の周波数で生体の吸収
係数および反射強度が測定できるものであるが、
複数の異なる周波数あるいは広帯域の周波数をも
つパルスエコーによつて同様の測定を行えば、吸
収係数の周波数依存性が測定できる。 発明の具体的効果 以上のように、本発明によれば従来得られなか
つた被検体の吸収係数および散乱係数（反射強
度）を互いにほぼ純粋に分離して測定することが
でき、さらにこの吸収係数の分布を画像化するこ
とも可能である。また、従来の透過型による減衰
分布像に比べて次のような利点がある。すなわ
ち、散乱強度の影響を受けないこと、フイルター
ドバツク・プロジエクシヨンに代表されるような
画像再構成のための特別なアルゴリズムを必要と
しないこと、従つて実時間で吸収分布像が得られ
ること、１つの方向からの投影データのみでも吸
収分布像が得られ、透過法に比べて臨床上の適用
範囲が広い等の利点がある。さらには、従来法と
比べて単一の周波数すなわち狭帯域のパルスで測
定ができることなどの優れた特長をもつ。したが
つて従来のＢモード像では得られなかつた吸収係
数（反射強度）の測定および吸収係数分布、反射
強度分布の測定が可能である。このような分布像
が得られることによつて被検体組織の質的違いを
把握することができる。

【図面の簡単な説明】

第１図および第２図は従来技術による物体の音
響特性の測定方法の例を示す説明図、第３図は本
発明による超音波測定方法の原理を模式的に説明
する説明図、第４図ないし第９図は本発明の原理
の説明に使用する説明図、第１０図および第１１
図は超音波探触子の較正方法の例を示す模式図、
第１２図は本発明による超音波測定装置の実施例
を示すブロツク図、第１３図および第１４図は第
１２図に示す実施例における乳房の測定の例を説
明する説明図、第１５図は第１２図に示す実施例
の演算回路が実行する超音波吸収係数を算出する
演算フローを示すフロー図、第１６図は第１５図
のフローを説明するための超音波エコー波形を示
す波形図、第１７図および第１８図は本発明の他
の実施例を部分的に示す説明図、第１９図は超音
波探触子の他の較正方法の例を示す模式図、第２
０図および第２１図は第１２図に示す実施例にお
ける人体腹部の測定の例を説明する説明図、第２
２図ないし第２４図は測定した音響特性を分布画
像として表示する動作を説明するための説明図、
第２５図は音響特性を分布画像として表示する演
算動作を示すフロー図、第２６図は第２５図のフ
ローについて超音波反射強度の測定を説明するた
めの超音波反射強度分布の模式図、第２７図、第
２８図および第２９図は本発明の他の実施例を示
す説明図である。 主要部分の符号の説明、１，１ａ，２……超音
波探触子、３，４……境界、６……STC回路、
７……モニタデイスプレイ、８……制御回路、
９，１０……メモリ回路、１１……演算回路、１
３……切替回路、１４……走査機構、１５……被
検体、２０……脱気水、２０ａ，２０ｂ……電子
走査型探触子、２１……受信回路、２２……対数
増幅回路、２３……送信回路、３０……水タン
ク、４０，６０……標準反射体、１０００……画
素、２０００……マトリツクス。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １ 超音波パ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
   ることによつて該物体の音響特性を測定する超音
   波測定装置において、 該被測定物体に一方の方向から第１の超音波パ
   ルスを送信して該被測定物体から反射された超音
   波エコー信号を検出し、該一方の方向と対向する
   他方の方向から前記第１の超音波パルスと同一周
   波数の第２の超音波パルスを送信して該被測定物
   体から反射された超音波エコーを検出する超音波
   送受信手段と、該超音波送受信手段で検出された
   該エコー信号から該被測定物体の所望の被測定領
   域についてのエコー信号を識別し、該識別した該
   領域から得られ、周波数関数であり、かつ反射強
   度と区別された吸収係数を含む音響特性を算出す
   る演算手段と、 該算出した音響特性を該領域に対応した可視画
   像として表示する表示手段とからなることを特徴
   とする超音波測定装置。 ２ 前記音響特性は超音波の反射強度を含むこと
   を特徴とする特許請求の範囲第１項記載の超音波
   測定装置。 ３ 前記超音波送受信手段は、前記被測定物体を
   前記一方の方向とは実質的に垂直な方向に走査す
   る走査手段を含み、 前記演算手段は、前記走査手段により検出され
   たエコー信号を蓄積するメモリ手段とからなり、 該演算手段は、該メモリ手段に蓄積された該エ
   コー信号から前記走査により形成される被測定物
   体の断面を細分した複数の区画について各区画の
   ２つの境界における前記エコー信号を識別し、該
   識別したエコー信号から各区画の超音波吸収およ
   び反射強度の少なくとも一方を算出し、 前記表示手段は、該算出された各区画の吸収係
   数と反射強度の少なくとも一方を該断面における
   それらの分布像として表示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装置。 ４ 前記超音波送受信手段は、被測定物体に対し
   て複数の測定方向から該被測定物体を走査し、前
   記演算手段は該複数の測定方向について平均をと
   つた音響特性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装置。