JPS62148654A - 器官組織中の生体内音速測定の確度を高くする方法および装置 - 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。

Description

【発明の詳細な説明】 〔産業上の利用分野〕 本発明は、器官組織中で超音波手段を用いて行われる音
速測定の確度を高くする方法および装置に関するもので
ある。更に詳しくいえば、本発明は超音波エネルギーパ
ルスか通り、多くの組織層により屈折された超音波エネ
ルギーの速度の変化を７１１１１定する方法および装置
に関するものである。

〔従来の技術およびその問題点〕

生体（すなわち、生きている）組織の性質を分ｔバする
無害な手段として、超音波技術か診断医学の分野におい
て広く用いられている。組織の映像を発生するため、お
よび器官組織中の音速を測定するために超音波を使用で
きる。とくに、器官中の音速はその器官中の病変の存在
を示す１つのしるしとすることができる。

人の体および動物の体は超音波エネルギーの伝播に対し
て不均質な媒体を表す。体の内部部分は種々の器官、組
織層および骨を表す曵数の領域で構成されている。それ
らの各層内での音の速さは一般にそれに隣接するｎ（（
域内の音の速さとは異なる。超音波ビームか体の内部の
種々の部分を通ると、それらの部分における音速の違い
のために超音波ビームの屈折が生ずる結果となる。一般
に、超音波ビームは２つのそのような領域の境界におい
て曲がる。その屈折を補供する問題のために、医学的診
断の分野における確度および有効性か限られていた。

屈折の１つの主な原因は、体をとりまいている組織の壁
に含まれている脂肪層である。この脂肪層は数センチメ
ートルの厚さにもなることかあり、その脂肪層内部での
音の速さは、脂肪層の下側の内部器官中の音の速さとは
一般に異なる。また、体の脂肪層の内部境界は多少不規
則なことかある。

体の外皮−Ｌの超音波トランスデユーサから超音波ビー
ムか照射され、脂肪層を通って内部器官中に送られると
、体の脂肪層の内部境界をその超音波ビームが通る時に
ビームの屈折すなわち曲りが生ずる。

交差超音波ビームを利用するある種の超音波技術では、
屈折か７Ｉｌ！Ｉ定を不正確なものにする原因となるこ
とがある。超６波ビームがどの（らい曲るかを正確に決
定することかできないために、超音波ビームの実際の交
差か困難になっている。適切な環境においては屈折の影
響を単に無視できる。

他の場合には、屈折作用のために、・１元行な超音波ビ
ームか等しく曲げられるという妥当な仮定を置くことか
できる。

しかし、多くの場合には、体の壁の内部境界のような、
超音波ビームを大きく屈折させるもののために超音波ビ
ームかどのくらい曲げられるかを知ることにより、高い
測定確度を得ることかできる。また、生体内超音波検査
の確度を高くするために、音響コントラスト流体による
屈折を導入できるような状況もある。

器官組織の超音波検査の確度に及ぼす屈折の種々の影響
は複雑で、相互に強く作用を及ぼし合うことがしばしば
ある。したかって、一般的な場合には、屈折の解析およ
び修正を取扱うための単一のやり方は不十分なことがあ
る。超音波医学研究者は、超音波医学分析および診断に
おいて遭遇するほとんど無限ともいえる屈折の問題点を
正確に取扱うために、個々に、または組合わせて使用で
きる技術の蓄積を必要とする。

超音波医学研究者は、超音波装置により発生されたデー
タを整理し、解釈するために高度な分析技術および数式
に頼る。従来の超音波データｆｌＪｔ得装置は、トラン
スデユーサに電気的に結合されるオソンロスコープを用
いている。人体の物理的な組成および下位組織の物理的
な組成は不均一な超音波散乱を生ずる。その不均一な超
音波散乱のために、オフシロスコープ上に表示されるパ
ルスか擾乱される結果となる。

従来の超音波データ獲得法の多くは、オワシロスコープ
上に表示されるパルスの基線−ピーク間の距離を基にし
てパルスの進行時間を測定している。パルス進行時間の
基線ピーク間を基にした計算には、体の内部で散乱させ
られた音波により発生された不均一なぎざぎざのピーク
のために、ある程度不正確になる。

〔問題点を解決するための手段〕

本発明は、生体内音速測定の確度を高くするパルス軌跡
中心エコー法および装置を提供するものである。本発明
は本願出願人の未決の米国特許出願節７９１，７９１号
および第８２３，３３２号明細書に開示されている超音
波分析技術に使用するのに適当である。本願で開示する
技術は、生体内での超音波分析の融通性を最高にするた
めに、個々に、または種々の組合わせで用いられる。本
発明に従って、少くとも１つの超音波の追跡されるビー
ムが器官組織中の対象とする領域に向けられ、そのビー
ムか連続する部分に分割されるような方法が得られる。

各連続部分は、音の速さか隣接する組織領域内の音の速
さとは十分に異なる、組織の領域により定められる。

本発明の一実施例においては、器官組織中の対象とする
領域内で、追跡される超音波ビームか少くとも２つの追
跡する超音波ビームにより交差させられる。追跡される
ビームは少くとも２つの連続する部分に分けられる。２
つの部分の境界は体の壁の脂肪の内部境界である。複数
の超音波パルス進行時間測定が行われる。各測定は追跡
されるビームと追跡するビームの間の種々の見かけの交
差角に対して行をれる。各測定に対して、横方向千面内
で起る屈折を修正するための技術か用いられる。複数の
測定において集められたデータ対か、この分野において
周知の曲線あてはめ技術を用いて適切な式にあてはめら
れ、それにより体の壁の内部境界における屈折率と、内
部境界の傾きと、内部組織内の音速とが得られる。

本発明の別の実施例においては、不均質な組織の体積密
度の測定値を得るために、パルスの進行時間とパルスの
進行距離のカーブの解析が用いられる。「散乱子（Ｓｃ
ａｔｔｅｒｅｒｓ）Ｊとして知られているそれらの不均
質性により、超音波パルスの進行時間対進行距離のカー
ブに段階か生ずる。データの訓練セットとともに段階の
数と位置を解析することにより、散乱子の故と密度を測
定できる。データ訓練セットは、組織の多数の標本のカ
ーブ中に存在する段階の数を決定することにより集めら
れる。

本発明の更に別の実施例においては、音響コントラスト
流体を含んでいる組織の領域に追跡される超音波ビーム
か向けられる。音響コントラスト流体は体の内部に自然
に生ずるもの、または超音波診断および解析を行う時に
意図的に注入されるものである。体内で自然に生ずる音
響コントラスト流体の一例は、体か減圧された時に血流
中に生する窒素である。注入されるｆｒ、　Ｍコントラ
スト体には無害なグリセリン溶液およびパーフルオロカ
ーボンのような流体がある。体の内部器官の超音波映像
を歪ませるために、それらの液体を１種類またはそれ以
上を診断者が選択できる。それらの器官内での音の速さ
を測定することにより、その器官中の音響コントラスト
流体の体積濃度を決定できる。

本発明の１つの面に従って、音の速さの測定を行う前に
組織内部の対象とする領域の場所を定めるために超音波
映像発生か用いられる。本発明の別の而に従って、器官
組織中に注入される音響コントラスト流体の体積濃度が
、その音響コントラスト流体を注入することにより生じ
た音の速さの変化を測定することにより、測定される。

したがって、本発明の目的は、医学用超音波解析の確度
を高くするために使用できる統合された１組の技術を超
音波の研究者に与えることである。

本発明は送波超音波トランスデユーサと一連の受波超音
波トランスデユーサを用いる。それらの超音波トランス
デユーサは、各トランスデユーサか超音波エネルギーを
送る時または受ける時に、オランロスコープのスクリー
ン上にパルスが発生されるようにしてオランロスコープ
に接続される超音波パルスが送波超音波トランスデユー
サから受波超音波トランスデユーサまで進むために要す
る時間は、基線とパルスの軌跡中心の間の超音波の軌跡
上で距離を測定することにより計算される。

超音波ビームの速度の女化か、超音波ビームか送波超音
波トランスデユーサから種々の受波超音波トランスデユ
ーサまで進むために要する時間を比較することにより決
定される。

〔実施例〕

以下、図面を参照して本発明の詳細な説明する。

本発明に従って、超音波エネルギーの追跡されるビーム
が体内の組織器官に向けられる。超音波エネルギーの追
跡されるビームは複数の組織領域を通る。各領域におけ
る音の速度は異なる。本発明は追跡されるビームを連続
する部分に分割するものである。すなわち、音速の異な
る各組織領域における追跡されるビームの部分の位置が
定められ、識別される。

体の壁の脂肪による屈折 まず第１図を参照して、超音波トランスデユーサ１４に
より発生された追跡されるビーム１６が体の中に向けて
照射され、追跡するビーム３２と３４にそれぞれ点２７
．２９において交差する。

追跡するビーム３２．３４は超音波トランスデユーサ１
０．１２によりそれぞれ発生される。

超音波トランスデユーサ１０，１２．１４は超音波技術
の分野において良く知られている圧電型トランスデユー
サである。それらのトランスデユーサは水晶または圧電
効果を示すその他の適当な物質の結晶を含む。すなわち
、その結晶に電気信号電圧か印加されると、その結晶は
信号電圧に応答して機械的に振動する。それとは逆に、
その結晶に機械的振動が加えられると、その結晶は機械
的振動に応答して信号電圧を発生する。したかってその
トランスデユーサは超音波エネルギーの送波と受波に使
用できる。

第１図に示されている実施例においては、トランスデユ
ーサ１４はパルス発生器５６から電気的パルス信号を受
けて超音波パルスを発生する。その超ご波パルスは追跡
されるビーム１６に沿って送られる。トランスデユーサ
１０．１２は、点２７、２９から散乱させられて、追跡
するビーム３２、３４にそれぞれ沿う超音波エネルギー
を受けるように構成される。しかし、トランスデユーサ
１［Ｊ．１２が超音波エネルギーを送るように構成し、
トランスデユーサ１４か超音波エネルギーを受けるよう
に１１４成してし、第１図に示されている実施例は同様
に良く機能することに注意すべきである。したかって、
追跡されるビームは送波ビームまたは受波ビームのいず
れかとすることかできる。同様に、追跡するビームは送
波ビームまたは受波ビームのいずれかにすることかでき
る。

トランスデユーサ１０，１２．１４は人体の外皮３６に
」１マ付けられる。人体は体９１８により囲まれる。そ
の体壁１８は内部境界２６により定められる。第１図か
られかるように、ビーム１６の部分２２がトランスデユ
ーサ］４から内部境界２６］−の点２０まで延びる。ビ
ーム部分２２に最も近い隣接部分であるビーム部分２４
か点２０．’ｌ・ら点２５まて延びる。ビーム部分２４
は肝＋＋ａｌ］の内部にあると仮定する。肝臓］１は体
壁１８の内部境界２６に非常に接近していることかわか
る。

体壁１８内の音速は肝臓１１内での音速とは異なる。し
たかって、追跡されるビーム１６は点２０において屈折
すなわち曲る。

追跡されるビーム１６は線１９から測って入射角度θ′
て体壁１８内に送りこまれる。線１９は点１３において
追跡するビーム３２に直角に交差し、点１５において追
跡するビーム３４に直角に交差する。

屈折のために、追跡されるビーム１６は、第１図に示す
ように（９０°−θ）の角度で追跡するビーム３２．３
４と交差する。追跡するビーム３２．３４は互いに平行
で、距離ΔＸだけ離れているものと仮定する。ビーム部
分２２は線］９に対してθ′の角度を成す。内部境界２
６に対して点２０において接線３０か引かれる。第２の
線２８か点２０において線３０に対して垂直に引かれる
。線２８と３０は屈折角αとβの測定のための軸を成す
。

体壁１８と１１１臓１１の間の境界面における屈折率を
ｎとする。スネルの法則から、 Ｓｉｎβ である。αとβか約５度より小さい角度であると仮定す
ると、Ｓ　ｉ　ｎα＝α、Ｓｉｎβ＝βであるから、屈
折率ｎはほぼα／βに等しい。

第１図に示されている図形から、 α；β十〇−θ′ であることが明らかである。

上記の関係か角度αとβおよび屈折率ｎの間に（ｊ在す
ることに注意すると、 θ−（ｉ−−）α十θ′ となる。また、第１図に示されている図形を参照すると
、点２０における内部境界２６の傾きを表す角度は、 α；γ−θ′ によりθ′とαに関係づけられる。」−記の諸式を代数
演算することにより次式が得られる。

θ＝ｋｏ十に１θ′ ここに、 ｋＯ＝１−〒 １゛１＝〒 である。

第１図を用いて第１の進行時間ｔ１を測定できる。その
進行時間【は、超音波エネルギーノくルスかトランスデ
ユーサ１４から追跡されるビーム１６に沿って点２７ま
て進み、そこから散乱させられて追跡するビーム３２に
沿ってトランスデユー→ノ°］０を進むために要する時
間である。それから第２の進行時間ｔ２を測定できる。

その第２の進行時間は、超音波エネルギーパルスがトラ
ンスデユーサ１４から追跡されるビーム１６に沿って点
２つまで進み、そこから散乱させられて追跡するビーム
３４に沿ってトランスデユーサ１２まて進むのに要する
時間である。それら２つの進行時間の差をΔｔで表す。

点２７と２９の間を音が追跡されるビーム１６に沿って
進む平均速度を６で表す。

前記したように、追跡されるビームと追跡するビームは
それぞれ追跡されるビームおよび追跡するビームとする
ことができる。したかって、超音波エネルギーのパルス
かトランスデユーサ１４により送られ、トランスデユー
サＩＯと１２により受けられる前記した動作を逆にする
ことかできる。

送波と受波をそのように逆にすることにより姉妹データ
点Δｔか発生され、その姉妹データ点から、２、＋Ｘ２
７と２９の間を追跡されるビーム１６に沿う音の１と均
速度６を確かめることができる。

後で説明するように超音波ビームの進む向きを逆にし、
各Δ【増分において姉妹Δを測定値をとることにより、
ここで開示する方法の統計的な確度を高くてきる。多く
の姉妹Δを測定値を生ずるためにこの逆過程を繰返えし
使用でき、それによりここで開示する方法の統計的確度
を更に高くすることができる。

第１図に示されている超音波ビームの構成に固何の幾何
学的考察から次の関係が得られる。

先に得た式をこの式に代入することにより次式か得られ
る。

Δを 第２図のグラフはΔｔ　（単位はΔＸ　／　ｃ　）とθ
′　（単位は度）の関係を示すグラフである。複数のデ
ータ対を集めることができ、それらのデータ対を（ｉ）
式にあてはめｃ、ｋｏ、に１の測定値を得ることができ
る。それらの値ｋｏ、に、から屈折率ｎと、点２０にお
ける内部境界２６の傾斜角γを得ることかできる。

姉妹データ対点をとると、各データ点セットに対してに
記のカーブ描技術を用いることができる。

これにより各姉妹データ点セットに対して直角カーブか
得られる。この分野において良く知られている統計的な
解析技術を用いて多くのデータセットを減少できる。

簡単にするために、この測定方法を一対の追跡するビー
ムトランスデユーサで実施するものとして説明すること
にする。より多くの追跡するビームトランスデユーサを
用いることにより、Δｔの測定角度を更に高くできる。

たとえば１００個の追跡するビームトランスデユーサを
直線アレイに配列したとすると、アレイ中のトランスデ
ユーサの追跡するビームは１００個所の点で追跡される
ビームに交差し、ｔｉｔの部分（ΔＸ、ｌか定められる
。複数の進行時間（Δｔ、ｌを測定でき、平均のΔｔを
得ることができる。

次に第１Ａ図を参照する。１００個の追跡するビームト
ランスデユーサ１０００〜１０９９が２個の追跡するビ
ームトランスデユーサ１０．１２の代りに用いられてい
る。追跡されるビーム］６は第１図に示されているよう
に点２０において屈折される。この図には体壁１８と肝
臓１１は示されていない。複数の等しい長さの部分ΔＸ
ｌ〜ΔＸ９９が１００本の追跡するビームと追跡される
ビーム１６の交差により定められる。進行時間の差Δｔ
、、ｉ−１〜９９、が、２本の追跡すると−ムの場合に
ついて説明したようにして各部分ΔＸ、に対応する。平
均進行時間Δｔ がデ゛−タ対を形成するために角度θ′　とともに記録
される。

集められた各データ対は入射（ｆｊ度θ′と、その入１
．Ｊ角度に対して測定された進行時間の差Δｔ（または
Δｔ）とともに集められる。その入射（ｆ１度θ′はト
ランスデユーサｌｆ〕、１２．１４の物理的配置により
定められる。陰極線管オランロスコープのような適当な
任意の手段を用いて、未決の米国特許出願ｆｆｊ７９１
，７１９号明細書に開示されているやり方で進行時間ｔ
　１　、ｔ　２を測定できる。すなわち、追跡されるビ
ーム１６に沿って進む超音波パルスを発生させるために
トランスデユーサ１４に！テえられる電気信号電圧をオ
ランロスコープのスクリーン上の時間基準軸上で見るこ
とかでき、トランスデユーサ１０．１２からの電気パル
スが受けられた散乱エネルギーを表し、それにより進行
時間を測定できる。当業者であれは他の適当な測定技術
も気づくであろう。

（ｉ）式は係￥１２．Ｉｃ。、１（ｉを調゛整すること
により集められたデータ対にあてはめられる。当該分野
において良く知られている非線型最小二乗数値技術を用
いて、次式で与えられる誤差Ｅを最小にするためにそれ
ら３つの係数を使用できる。

ここにθ′　、Δ（ＩはＮ個のデータ対を表す。

ここて第３図を参照して、点２０における追跡されるビ
ーム１６の曲りのために、横方向平面２０が追跡される
ビーム１６の部分２４により定められ、追跡するビーム
３２は追跡されるビーム１６を一部だけ交差する。！・
ランスデューサ１０゜１２の位置を調整することにより
交差の程度か修正される。

第′３図において、トランスデユーサ１０．１２は、輔
４４と４６を中心として同転できるベース４２に固定で
きる。軸４４を中心としてベース４２が回転するロール
角度η１が定められ、軸４６を中心としてベース４２が
回転することにより方位角度η２が定められる。追跡す
るビーム３２と３４が追跡されるビーム１６に交差する
ように、ロール角度と方位角度を調整できる。あるいは
、追跡するビーム３２．３４が追跡されるビーム１６に
交差するまで、追跡されるビームトランスデユーサ１４
が取付けられるベース４３を軸４５を中心として回転さ
せ、かつ経路４７に沿って移動させることかできる。

次に第４Ａ図を参照する。この図には追跡されるビーム
１６Ａか追跡するビーム３４Ａにより完全に交差され、
追跡するビーム］３２Ａにより部分的に交差されている
素子か示されている。追跡されるビーム１６Ａは縦断面
か示され、追跡するビーム３２Ａ、３４Ａは環状断面か
示されている。

第４Ｂ図は、追跡するビーム３２Ｂと３４Ｂを発生する
トランスデユーサを後で述べるようにして向けた後で、
一対の追跡するビーム３２Ｂと３４Ｂにより完全に交差
させられている追跡されるビーム１６Ｂを示す。

各データ対（θ′、、Δｔ、ｌが集められると、トラン
スデユーサ１０．１２において受けられる超音波エネル
ギーを観察せねばならない。前記したように、トランス
デユーサ１０．１２に超音波エネルギーを到達する時間
を観測する１つのやり方は、受けた超音波エネルギーに
応答してそれらのトランスデユーサにより発生された電
気パルス信号を陰極線管オランロスコープのスクリーン
７４０上で観測することである。電気パルス信号の積分
されたパルス振幅、すなわち、電気パルスの下側の面積
、か追跡されるビーム１６と追跡するビーム３２および
３４との交差の程度を表す。

積分されたパルスの振幅が最大になるように、ｔに対す
るある値が記録される前に、角度η１゜η２が調整され
る。あるいは、積分されたパルスの振幅を最大にするた
めに、追跡されるビームのトランスデユーサ１４の位置
と向きが調整される。

それからΔｔの値がこのデータ対に対するθ′の対応す
る値とともに記録される。

次に第１Ｄ図を参照する。オランロスコープのスクリー
ン上に描かれた波形を観測することにより進行時間ｔ１
とｔ２を測定てきる。最ＩＪに、送波し、かつオランロ
スコープに表示すべきトランスデユーサ１０の出力かス
イッチ５６により選択される。トランスデユーサ１４に
より発生され、基線として知られている入射パルスかオ
ランロスコープのスクリーン７４０　にのトレース７４
２１゜に参照符号７４８で表示される。その入射パルス
は追跡されるビーム］６に沿って反射点２７まで進み、
その入射パルスのエネルギーのいくらかか追跡するビー
ム３２の経路に沿ってトランスデユーサ１０まで戻され
る。トランスデユーサ１０により受けられたエネルギー
がｍ　Ｉ　Ｄ図のトレース７４４上の位置７５０に示さ
れている。トランスデユーサー０は点２７を囲んている
散乱子から散乱されたエネルギーを受けるから、そのト
レースはいくつかのぎざぎさしたビーク７５０を示す。

時間１１は基線、パルス７４８、からパルス７５０の軌
跡中心まで測定される。そのパルス軌跡中心は、 となるような点Ｔ　において生する。ここに、ｆじ （ｔ　’）は、オランロスコープのトレース上に時間の
関数として表示されるバルスエネルキーの人きさである
。時間ｔ２は基線、パルス７４８、からパルス７５２の
軌跡中心まで測定される。

′ｒ　の計算のために上の式に示されているＦＡ分は、
当該分野において広く知られている積分器のような電子
回路を用いて１１うことかできる。積分は各種の数値解
析技術を用いて行うこともできる。

パルスの軌跡中心場所を決定するために数値法か用いら
れる場合には、オッシロスコープのトレースのハードコ
ピーを得ることが望ましい。そのバー！・コピーはオッ
シロスコープのトランスデユーサ回路にブラシレコーダ
またはそれと同等の装置を設けることにより得ることも
できる。

第１図の構成においては、追跡されるビームとともに複
数の追跡するビームを用いることにより、追跡されるビ
ームに沿う音の甲均速度を測定できる。そのような技術
の１つが本願出願人の未決の米国特許出願節７９１．７
１９号明細書に開示されている。その技術においては１
００個またはそれ以にの追跡するビームを採用できる。

追跡するビームを発生する各複数のトランスデユーサに
対して追跡されるビームを発生するトランスデユーサか
ら測定された複数の進行時間を、追跡されるビームおよ
び追跡するビームに沿う対応する進行距離とともに記録
できる。各データ対か進行距離と、それに対応する進行
時間を含むような１隻数のデータ対が時間と距離の関数
を示すグラフに描かれる。

次に、直線１　ｃｍ当り約８個（直線１インチ当り２０
個（ｐｐｉ））の穴を含んでおり、５０％のグリセリン
を含浸された泡を含む人工組織標本、すなわち、「ファ
ントム（ｐｈａｎ　ｔ　ｏｍ）Ｊ内て、室温（約２１．
５℃）において行われた音速測定に対する時間対距離の
関数のグラフが示されている第５図を参照する。約７０
個の追跡するビームか用いられ、約１ｆｆｌＩ１１の間
隔で追跡されるビームと交差する。図示のグラフの横軸
は、追跡されるビームにの基ｑ点から追跡されるビーム
に沿って測定されたビーム交差の位置をミリメートルで
示し、縦軸は散乱させられた超音波エネルギーのパルス
が追跡するビームトランスデユーサに到達した時刻の基
準時刻からの遅れを示す。時間対位置の実際の測定値を
表す複数の円が第５図のグラフにプロットされている。

最小二乗誤差基準を用いて直線５０がプロブＩ・されて
いるそれらの点に当てはめられる。

プロブｉ・されたデータ点が複数の段階５２〜７２を定
めることがわかる。すなわち、それらのデータ点は識別
できる群にまとまる傾向があり、各群中のデータ点に当
てはめられる線の勾配は、全てのデータ点に当てはめら
れた線の勾配とは異なる。約１１個の段階が約７０ｍｍ
の追跡されるビームに沿っである距離にわたって現われ
る。これは追跡されるビームに沿う１ｃｍ当り約１．５
個（ｉインチ当り約３．９個）の段階に等しい。第６図
に第５図のグラフを得るために用いたのと同しやり方で
得られたグラフが示されている。第６図のグラフは、５
０％のグリセリン溶液を含浸された、１　ａｍ当り約１
１．８個（３（Ｊｐｐｉ）の穴を有する泡を用いて、室
温において得られたデータ点を表す。線８０かそれらの
点に当てはめられる。段階も依然として明らかであるが
、第５図に現われる段階の数よりも多い。また、第６図
に現われる各段階は、第５図に現われる各段階か有する
データ点の数よりも少いデータ点を有するよってある。

第６図では約１６個の段階８２〜１１２が追跡されるビ
ームに沿って７５ｍｍの距離にわたって起る。これは１
　ｃｍ当り約２．１個（ｉインチ当り約５．４個）の段
階に等しい。

グリセリン溶液を充された泡の穴は散乱子を構成する。

それらの散乱子は泡−グリセリン媒体を不均質にする。

散乱子かより小さくて、数か多い、１ｃｍ当り約１１，
８個（３０ｐｐｉ）の穴を有する泡においては、得られ
る段階は同様に小さく、追跡されるビームに沿うｊ）え
られた距離に対してより故か多いことかわかる。比較す
ると、１　ａｍ当り約２．９個（２０ｐｐｉ）の穴を有
する泡における、より大きくて、より少い数の散乱子は
、追跡されるビームに沿うより大きくて、より少い故の
散乱子に対応する。追跡されるビームに沿う単位長さ当
りの段階の数をまっすぐな単位長当りの泡中の穴の敢て
割ったものとして定義される散乱比は、５０％のグリセ
リン溶液を含浸された両ノノの師頌の泡に対して約０，
１９である。

第５図および第６図における追跡されるビームに沿って
測定された平均速度は、データ点に対して当てはめられ
た直線の勾配の逆数である。線５０．８０のそれぞれの
勾配は、単一の段階のデータ点に当てはめられた線の勾
配とは十分に異なるようである。１つの段階により定め
られたある部分内の追跡されるビームに沿う音の測定さ
れた平均速度は、隣接する段階により定められた部分内
の音の測定された平均速度とは十分に異なる。

したがって、追跡されるビームは、泡中に散乱子が存在
するために、異なる音速の部分に分割されているものと
考えることができる。

１ｃｍ当り約２．９個（２０ｐｐｉ）の穴を有する泡に
対する散乱比は、１ｃｍ当り約１１．８個（３０ｐｐｉ
）の穴を有する泡に対する散乱比にほぼ等しいか、穴の
密度および追跡されるビームのＣ１１位長当りの段階の
数はそうではない。したがって、散乱比は、泡−グリセ
リン物質の内部構造の性質に関連する数であるようであ
り、物質の内部（Ｉ′ら造の物理的な１法と、使用する
特定の節類の超音波トランスデユーサとに対して重層化
されている。本願用１ｆｆｉ人の所何する米国特許第４
．４０６，１５３号明細書には、器官組織の超音波伝送
特性に非常に良く近似させるために、液体を適当に含浸
された超音波フォントム（ｐｈａｎｔｏｍ）を使用でき
ることが開示されている。したがって、液体を含浸され
た泡に対して測定された散乱比を、器官組織の散乱比を
非常に良く近似するものとして使用できる。この近似を
用いると、器官組織中の単位長さ当りの散乱子の実際の
数を、その組織に対して描いた時間対距離のカーブ中に
存在する段階の数を、液体を含浸された泡に対して見ら
れる散乱比で除すことにより得ることかできる。

組織中の病変はその組織の密度にしはしは影響を及ぼす
。たとえば、硬変を生じた肝臓組織は正常な肝臓組織よ
りも一般に多少硬く、皮のよってある。他の種類の病変
は組織中にこふすなわち腫瘍を生ずることがある。組織
の密度のこの変化は、その組織中の超音波の速度をしば
しば変化させる。

組織の密度変化はその組織中の散乱子の分布にも影響を
及はすことがある。しかし、散乱比はほぼ同一に保たれ
ることを妥当に予測できる。

したがって、ある組織に対して時間対距離のカーブを得
て、そのカーブにおけるＣ１１位長当りの段階の数を決
定することにより、その組織中の単位長当りの散乱子の
数を直接決定できる。散乱子の決定された数はその組織
における病変の存在を特徴づける。その特徴づけには、
周知の診断法により病変が無いことが判明している多数
の組織例で構成されている訓練セットに対して、時間対
距離のカーブを編集することを必要とする。したかって
、病変の無い組織に対する単位長当りの段階の・１と均
数を時間対距離のカーブから計算できる。先に述へたよ
うに、単位長当りの段階のこの・１也均数は、病変の無
い組織中の単位長当りの散乱子の・１′−均故に散乱比
（約０．１９）によって関連させられる。病変の存在す
る組織の単位長当りの散乱子のも、多数の病変組織標本
で構成された訓練セットを用いて同様に計算できる。

そうすると、診断する組織の例における散乱子の平均数
を、訓練セットに対して計算された平均数と比較するこ
とにより、診断している組織の例に病変が存在するか否
かを判定できる。病変が存在する組織の散乱子の平均数
に近い散乱子を有する組織には病変が存在するものとし
て分類される。

比較的病変の無い組織の平均散乱多数に近い散乱子を宵
する組織には病変が存在しないものとして分類される。

この分類は、病気治療の分野において良く知られている
他の医学的診断技術にとって代わるのではなくて、それ
を補うものであるということを強調しておかねばならな
い。

あるいは、ト記技術は、散乱子の数を計算することなし
に、時間対１鴎１１１のカーブにおいて見られるＣ１１
位長当りの段階の数を用いて実現できる。段階の平均数
を各訓練セットに対して計算でき、診断され一〇いる組
織例についての時間対距離のカーブ中の段階の数を訓練
セットの段階の数と直接比較して分類を行うことができ
る。

本発明のこの実施例についての説明は、図式解析法によ
り解析される、直角座標上に描かれたデータ点のカーブ
を用いることに的をしほりたものである。データ点の自
動コンピュータ解析のような他のデータ処理法も同様に
使用できることか当業者には明らかであろう。すなわち
、この解析技術における「プロッティング」は、データ
対をデンタルコンピュータ内にデータｆ＋Ｗ造で配置す
ることにより、図式解析のためにオペレータに対して光
学的に表示することなしに、ここで説明している段階の
解析をコンピュータか行うことも含むものである。

自然に発生され、または人工的に注入される音響コント
ラスト流体は、超音波により解析されている組織内の音
の速度を変えることができる。音響コントラスト流体内
での音の速度か、音響コントラスト流体か注入される組
織内での音の速度とは十分に異なると、各踵の作用を観
察できる。自然に生するｇＳ！コントラスト 例は、体か減圧された時に血流中に生する窒素である。

また、器官組織に有ｄ工てないある種のグリセリン溶液
およびパーフルオロカーボンのようないくつかの音響コ
ントラスト流体を、組織中に注入することによりその組
織内での音の速さを変えることができる。

ある量の音響コントラスト流体を含むｊＪ１織の領域内
に送られた追跡される超音波ビームの速さか、その音響
コントラスト流体を含んでいる領域内の境界において変
化する。というのは超音波の速度が十分に変化するから
である。その速度変化は、前記未決の米国特許出願第７
９１．７１９号明細書に開示されているように超音波の
速度のｄｌ１１定により、または超音波ビーム発生によ
り観！別できる。

典型的な超音波映像発生の場合には、１組の超音波トラ
ンスデユーサを送波モードと受波モードの間で切換えら
れる。超音波エネルギーがトランスデユーサから追跡す
るビームに沿って外方へ送られて、調べられる組織に入
射Ｌ１散乱させられて、追跡されるベースに沿って同じ
超音波トランスデユーサへ戻る。その組織内に存在する
屈折の性質に応じて、追跡されるビームと追跡するビー
ムをほぼ一致させることもできれば、一致させないこと
もできる。

第７図において、超音波エネルギーは経路２　０　０を
通って組織領域２１０に入る。組織領域２］０は層２２
４に隣接する層２２０に分割されていることかかわる。

その層２２０は組織の境界２２６により層２２４から隔
てられる。経路’！　Ｄ　Ｏは境界２２２と２２６に垂
直であると仮定している。したかって、超音波エネルギ
ーはＬｌｉ々の速さで層２２０，２２４，２２８を進行
するが、追跡されるビームと追跡するビームか曲りなし
に経路２００に沿って一致する。

一般に入射する超音波はｉｕ数の追跡されるビームと追
跡するビーム（第７図には示されていない）を用いる。

複数の追跡されるビームに沿って戻される散乱させられ
た超音波エネルギーかオランロスコープのスクリーン上
に表示され、それにより組織の層が表示される。したが
って組織領域２１０を見ることができ、種々の組織層の
見かけの厚さを測定できる。

組織領域２１０の映像は、どのような音響コントラスト
流体もない時の歪まされていない見かけの厚さＴｕｄを
有する組織層２２４を示す。オランロスコープのスクリ
ーン上に表示されるその厚さＴは、組織領域２２４内で
の音の速度（Ｃ　　　　）ｉｓｓｕｅ を知ることにより、組織層２２４の実際の厚さに関連さ
せることかできる。

第８図において、音響コントラスト流体２３０が組織領
域２１０の中に注入されている。組織層２２４は見かけ
の厚さＴｄをＨすることがわかる。

この厚さＴは第７図に示されている組織領域２２４の歪
まされていない見かけの厚さ”ｕｄより薄い。音響コン
トラスト流体２３０は、組織領域２１１Ｊ内での音の速
度より高い既知の音速を有するものと仮定している。そ
の歪まされた厚さＴ　は歪まされていない厚さＴｕｄよ
り薄い。というのは、その場合には超音波かＩｎ織層２
２４の中をより速く進むからである。組織層２２４の実
際の厚さは変らないが、組織層２２４の見かけの厚さは
表示されている超音波映像中の厚さより薄い。

第８図に示されている組織領域２１０内の音の速度は３
個の量により主として決定されることか医学用超音波技
術において通常の知識を有する者はイつかるであろう。

それら３個のはというのは、音響コントラスト流体か存
在しない時の組織領域２］０内の音の速度と、音響コン
トラスト流体が注入された時の組織領域２１０内の音の
速度と、組織領域２１０内の音響コントラスト流体の体
積濃０度とである。超音波技術の分野において良く知ら
れている原理を基にして、歪まされていない厚さ”ｕｄ
は、下の式により、歪まされていない厚さＴｕｄに関連
づけられる。

Ｔｄ Ｔｄ ここに、 Ｔｕｄ　　　　　＝歪まされていない厚さ′ｒｄ　　　
　　＝歪まされた厚さ Ｖ　　　　−音響コントラスト流体の体積１’１ｕｉｄ 濃度 Ｃ−音響コントラスト流体中の音 １°Ｉｕｉｄ 速 Ｃ、＝音響コントラスト流体か存在 １ｓｓｕｅ しない■！ｆの組織内の音速 である。

音響コントラスト流体の体積濃度は（３）から決定でき
る。（７Ｃ−か最明に決定される。前記ｌ５Ｓｕｅ 未決の米国特許出願第７９１．．７１９号明細書に開示
されている方法および装置を使用できる。あるいは、音
速測定のために適当な任意の手段と方法を使用できる。

ｒ：ＬＣは既知であり、一般１ｕｉｄ 的に用いられている音響コントラスト流体に使用でき、
この分野において良く知られている方法により測定でき
る。見かけの厚さＴｕｄ’　　Ｔｄの比を前記のように
音響映像発生により決定できる。

測定確度を高くする別の測定技術が用いられる。

比”ｕｄ／Ｔｄを比 ｆ出国ヨ止ｌ上 Ｃ。

５ｓｕｅ にほぼ等しいことを示すことができる。ここに、Ｃｔｕ
ｓｓｕｅヤ［’１ｕｉｄは、音響コントラスト流体が存
在している時の組織中の音速である。そうすると、Ｃｔ
ｕｓｓｕｃ＋ｆ　Ｉｕｉｄ Ｃ、 Ｌ＋５ｓｕｅ となる。

したがって、音響コントラスト流体の体積濃度を（４）
式から決定できる。これには、音の速度を８響コントラ
スト流体を含んでいる領域内の組織中で測定する必要が
ある。

自然に生ずる音響コントラスト流体の屈折効果を第９Ａ
図と第９Ｂ図に示す。追跡されるビーム３３０が領域３
００を通って送られる。第９Ａ図は、体に１気圧の正常
な大気圧が加えられている時の組織領域３００を示す。

第９Ｂ図において、減圧のために血管３’　１０の内部
に窒素の泡３２０（図示せず）が生じている様子を示す
。窒素内の音速は組織内の音速より低いから、組織領域
３００の内部における音の速度は低くなる。血管３１０
の内部の窒素の濃度か高くなるにつれて、組織−３００
の内部における音速かそれに対応して低くなる。窒素の
泡３２０の濃度の１−昇は、本１９１ｉおよび前記未決
の米国特許出願第７９１，７１９号明細占に開示されて
いるようにして、交差する追跡されるビームと追跡する
ビームを用いて組織３００の内部の音速を連続して監視
くることにより測定できる。

音響コントラスト流体が気体の場合には（３）式は厳密
には成立しない。しかし、組織内の音速を比較的大きく
低下させるために、非常に低い濃度の気体を組織内に注
入することか知られている。

たとえば、０．　６〜０，７％の気体濃度では組織内の
音速か約１５４０ｍ／秒から１２００ｍ／秒に低ドする
ことかあることが示されている。したかって、組織内の
超音波の速度を７Ｉｌ１１定することにより気体濃度の
僅かな変化を検出できる。

【図面の簡単な説明】

第１図は体壁内の脂肪層の屈折効果を測定する本発明の
一実施例を示し、第１Ａ図はもっと多（の追跡するビー
ムを有するように変更した第１１４に示されている実施
例を示し、第１Ｂ図は体壁内の脂肪層の屈折効果を測定
するためにパルス発生器とオランロスコープおよびスイ
ッチング装置を付加した第１図の実施例を示し、第１Ｃ
図はもっと多くの追跡するビームを有するように変更し
た第１Ｂ図の実施例を示し、第１Ｄ図は測定中に観測さ
れる入射エネルギーパルスおよび散乱されたエネルギー
パルスの典型的なオランロスコープ波形を示し、第２図
は第１図の構成を用いて得たデータ対か当てはめられる
式のグラフを示し、第３図は第１図の構成における横方
向１ろ而に対する修正法を示し、第４Ａ図および第４Ｂ
図は第１図に示されている追跡されるビームと追跡する
ビームの交差における横方向弔面屈折の効果を示し、第
５図はある人工的な組織に対して第１図の構成により得
た時間対距離データのカーブ中に生ずる段階を示し、第
６図は第５図のカーブを作成するのに用いた人工的な組
織とは異なる人工的な組織に対して得た第５図に示され
ているカーブに類似のカーブ、第７図は音響コントラス
ト流体か存（Ｆ、シない時に超音波ビームか通っている
多くの相識層を含んでいる組織領域を示し、第８図は音
響コントラスト流体が注入された第７図に示されている
組織領域内を示し、第９Ａ図は正常な大気圧を加えられ
ている体の内部の組織領域と血管系を示し、第９Ｂ図は
体に加えられる気圧が低下させられた時に血流中に生じ
た窒素の泡を示す。 １０．１２，１４．１０００〜１０９９・・・超音波ト
ランスデユーサ、１６・・・追跡されるビーム、３２．
３４・・・追跡するビーム、５６・・・パルス５’（４
器、７５６・・・スイッチ装置、７５８・・・陰極線管
オランロスコープ。 出願人代理人　　佐　　藤　　−雄 Ｆ４ｐ５ イｎ　　　ｊｉ　　　（ｍｍ） ４ｊＬ　　Ｘ　（ｍｍ） Ｆｊｇ−７７’タト３

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １、（ａ）器官組織を含んでいる体の外皮に超音波トラ
   ンスデューサを取付ける過程と、（ｂ）トランスデュー
   サにより発生された追跡される超音波ビームを、隣接す
   る部分の測定された平均速度とは十分に異なる測定され
   る平均速度をおのおの有する複数の連続する部分に分割
   する過程と、 （ｃ）トランスデューサにより発生されたほぼ平行な追
   跡超音波ビームを追跡される超音波ビームに交差させる
   過程と、 （ｄ）前記超音波トランスデューサにより発生されたパ
   ルスのエネルギーと接続時間を測定する手段を用いる過
   程と、 （ｅ）前記超音波トランスデューサにより発生されたパ
   ルスの軌跡中心の場所を決定する過程と、（ｆ）第１の
   追跡するビームを発生する超音波トランスデューサと追
   跡されるビームを発生する超音波トランスデューサの間
   を超音波エネルギーのパルスか進む第１の進行時間を、
   前記トランスデューサにより発生されたパルスの基線−
   軌跡中心距離を基にして、時間尺度上で測定する過程と
   、（ｇ）第２の追跡するビームを発生する超音波トラン
   スデューサと追跡されるビームを発生する超音波トラン
   スデューサの間を超音波エネルギーのパルスが進む第２
   の進行時間を、前記トランスデューサにより発生された
   パルスの基線−軌跡中心距離を基にして、時間尺度上で
   測定する過程と、（ｈ）前記第１の進行時間と前記第２
   の進行時間の差を計算する過程と、 （ｉ）複数の値の間で変化させられる、前記追跡される
   ビームと前記追跡するビームに垂直な線との間の入射角
   に対する複数の予め選択された各値に対して過程（ａ）
   〜（ｈ）に繰返えす過程と、（ｊ）そのようにして得た
   複数のデータ対を式ｔ＝［（ΔＸ）／■］｛［１＋ｓｉ
   ｎ（ｋ＿０＋ｋ＿１θ′）］／［ｃｏｓ（ｋ＿０＋ｋ＿
   １θ′）］｝に合わせる過程と、 を備えることを特徴とするトランスデューサにより発生
   された追跡される超音波ビームに沿う組織中の生体内音
   速測定の確度を高くする方法。 ２、特許請求の範囲第１項記載のトランスデューサによ
   り発生された追跡される超音波ビームに沿う器官組織中
   の生体内音速測定の確度を高くする方法であって、 （ａ）器官組織を含んでいる体の外皮に超音波トランス
   デューサを取付ける過程と、 （ｂ）トランスデューサにより発生されて、追跡される
   超音波ビームを、隣接する部分の測定された平均速度と
   は十分に異なる測定される平均速度をおのおの有する複
   数の連続する部分に分割する過程と、 （ｃ）トランスデューサにより発生されたほぼ平行な追
   跡超音波ビームを追跡される超音波ビームに交差させる
   過程と、 （ｄ）前記超音波トランスデューサにより発生されたパ
   ルスのエネルギーと持続時間を測定する手段を用いる過
   程と、 （ｅ）前記超音波トランスデューサにより発生されたパ
   ルスの軌跡中心の場所を決定する過程と、（ｆ）第１の
   追跡するビームを発生する超音波トランスデューサと追
   跡されるビームを発生する超音波トランスデューサの間
   を超音波エネルギーのパルスが進む第１の進行時間を、
   前記トランスデューサにより発生されたパルスの基線−
   軌跡中心距離を基にして、時間尺度上で測定する過程と
   、（ｇ）第２の追跡するビームを発生する超音波トラン
   スデューサと追跡されるビームを発生する超音波トラン
   スデューサの間を超音波エネルギーのパルスが進む第２
   の進行時間を、前記トランスデューサにより発生された
   パルスの基線−軌跡中心距離を基にして、時間尺度上で
   測定する過程と、（ｈ）前記第１の進行時間と前記第２
   の進行時間の差を計算する過程と、 （ｉ）複数の値の間で変化させられる、前記追跡される
   ビームと前記追跡するビームに垂直な線との間の入射角
   に対する複数の予め選択された各値に対して過程（ａ）
   〜（ｈ）を繰返えす過程と、（ｊ）前記進行時間の差の
   平均を計算する過程と、 （ｋ）前記進行時間の差の平均を前記入射角の差ととも
   に記録してデータ対を形成する過程と、（ｌ）前記入射
   角の複数の値に対して過程（ａ）〜（ｋ）を繰返えす過
   程と、 （ｍ）複数のデータ対を式 ｔ＝［（ΔＸ）／■］｛［１＋ｓｉｎ（ｋ＿０＋ｋ＿１
   θ′）］／［ｃｏｓ（ｋ＿０＋ｋ＿１θ′）］｝に合わ
   せる過程と、 を備えることを特徴とするトランスデューサにより発生
   される超音波ビームに沿う器官組織中の生体内音速測定
   の確度を高くする方法。 ３、特許請求の範囲第１項または第２項記載の方法であ
   って、前記超音波パルスの積分された振幅を最大にする
   ために、前記追跡するビームトランスデューサの位置を
   調整することにより、前記追跡するビームと前記追跡さ
   れるビームの交差する程度を向上させる過程を更に備え
   ることを特徴とする方法。 ４、特許請求の範囲第１項または第２項記載の方法であ
   って、前記追跡されるビームの進む向きと前記追跡する
   ビームの進む向きを逆にすることを特徴とする方法。 ５、（ａ）超音波パルスが前記追跡されるビームに沿っ
   てある距離だけ進むために要する時間を、前記追跡する
   ビームトランスデューサと前記追跡されるビームトラン
   スデューサにより発生されたパルスの基線−軌跡中心距
   離を基にして、時間尺度上で測定する過程と、 （ｂ）前記時間を前記進んだ距離とともに記録してデー
   タ対を形成する過程と、 （ｃ）過程（ａ）と（ｂ）を繰返えすことにより複数の
   データ対を記録する過程と、 （ｄ）それらのデータ対を図形に描く過程と、（ｅ）前
   記図形上の段階の数を決定する過程と、（ｆ）それらの
   段階の数から器官組織中の散乱子の数を算定する過程と
   、 を備えることを特徴とするトランスデューサにより発生
   される追跡される超音波ビームに沿う器官組織中の生体
   内音速測定の確度を高くする方法。 ６、特許請求の範囲第５項記載の方法であって、複数の
   訓練セットに対して過程（ａ）〜（ｆ）を繰返えす過程
   を更に備え、各訓練セットは複数の組織例を備え、各訓
   練セット中の組織例は病変の存在により特徴づけられ、
   それにより各前記複数の訓練セットに対して散乱子の平
   均数が計算されることを特徴とする方法。 ７、特許請求の範囲第６項記載の方法であって、前記組
   織例中の散乱子の数を、各前記複数の訓練セットに対し
   て計算された散乱子の平均数と比較することにより、病
   気診断中の組織例を特徴づけることを特徴とする方法。 ８、特許請求の範囲第５項記載の方法であって、複数の
   訓練セットに対して過程（ａ）〜（ｅ）繰返えし、それ
   により各前記複数の訓練セットに対して散乱子の平均数
   が計算されることを特徴とする方法。 ９、特許請求の範囲第５項記載の方法であって、距離対
   時間中の段階の数を、各複数の訓練セットに対して計算
   された段階の平均数と比較することにより、病気診断中
   の組織例を特徴づけることを特徴とする方法。 １０、（ａ）器官組織を含んでいる体の外皮に超音波を
   取付ける過程と、 （ｂ）トランスデューサにより発生された追跡される超
   音波ビームを、隣接する部分の測定された平均速度とは
   十分に異なる測定される平均速度をおのおの有する複数
   の連続する部分に分割する過程と、 （ｃ）トランスデューサにより発生されたほぼ平行な追
   跡超音波ビームを追跡される超音波ビームに交差させる
   過程と、 （ｄ）前記超音波トランスデューサにより発生されたパ
   ルスのエネルギーと持続時間を測定する手段を用いる過
   程と、 （ｅ）前記超音波トランスデューサにより発生されたパ
   ルスの追跡中心の場所を決定する過程と、（ｆ）第１の
   追跡するビームを発生する超音波トランスデューサと追
   跡されるビームを発生する超音波トランスデューサの間
   を超音波エネルギーのパルスが進む第１の進行時間を、
   前記トランスデューサにより発生されたパルスの基線−
   軌跡中心距離を基にして、時間尺度上で測定する過程と
   、（ｇ）組織のうち前記ビームが交差する領域内の歪ま
   されていない見かけの厚さを測定する過程と、 （ｈ）予め選択された量の音響コントラスト流体を前記
   領域内に注入する過程と、 （ｉ）前記音響コントラスト流体の存在の中において超
   音波により前記領域の影像を描くことにより、その領域
   内の組織層の歪まされた見かけの厚さを測定する過程と
   、 （ｊ）前記音響コントラスト流体が存在しない時の前記
   領域内の音の速さを式 Ｔ＿ｕ＿ｄ／Ｔ＿ｄ ＝１＋Ｖ＿ｆ＿ｌ＿ｕ＿ｉ＿ｄ［（Ｃ＿ｆ＿ｌ＿ｕ＿ｉ
   ＿ｄ／Ｃ＿ｔ＿ｉ＿ｓ＿ｓ＿ｕ＿ｅ）−１］を用いて得
   る過程と、 を備えることを特徴とするトランスデューサにより発生
   された追跡される超音波ビームに沿う器官組織中の生体
   内音速測定の確度を高くする方法。 １１、（ａ）器官組織を含んでいる体の外皮に超音波ト
   ランスデューサを取付ける過程と、（ｂ）トランスデュ
   ーサにより発生されて、追跡される超音波ビームを、隣
   接する部分の測定された平均速度とは十分に異なる測定
   される平均速度をおのおの有する複数の連続する部分に
   分割する過程と、 （ｃ）トランスデューサにより発生されたぼほ平行な追
   跡超音波ビームを追跡される超音波ビームに交差させる
   過程と、 （ｄ）前記超音波トランスデューサにより発生されたパ
   ルスのエネルギーと持続時間を測定する手段を用いる過
   程と、 （ｅ）前記超音波トランスデューサにより発生されたパ
   ルスの軌跡中心の場所を決定する過程と、（ｆ）第１の
   追跡するビームを発生する超音波トランスデューサと追
   跡されるビームを発生する超音波トランスデューサの間
   を超音波エネルギーのパルスが進む第１の進行時間を、
   前記トランスデューサにより発生されたパルスの基線−
   軌跡中心距離を基にして、時間尺度上で測定する過程と
   、（ｇ）組織のうち前記ビームが交差する領域内の歪ま
   されていない見かけの厚さを測定する過程と、 （ｈ）音響コントラスト流体を前記領域内に注入する過
   程と、 （ｉ）前記組織層の歪まされていない見かけの厚さを前
   記領域の超音波映像から測定する過程と、（ｊ）前記音
   響コントラスト流体の体積濃度を、式 Ｔ＿ｕ＿ｄ／Ｔ＿ｄ ＝１＋Ｖ＿ｆ＿ｌ＿ｕ＿ｉ＿ｄ［（Ｃ＿ｆ＿ｌ＿ｕ＿ｉ
   ＿ｄ／Ｃ＿ｔ＿ｉ＿ｓ＿ｓ＿ｕ＿ｅ）−１］を用いて得
   る過程と、 を備えることを特徴とするトランスデューサにより発生
   された追跡される超音波ビームに沿う器官組織中の生体
   内音速測定の確度を高くする方法。 １２、特許請求の範囲第１１項記載の方法であって、前
   記音響コントラスト流体は気体であることを特徴とする
   方法。 １３、特許請求の範囲第１０項または第１１項記載の方
   法であって、前記音響コントラスト流体は液体であり、
   その液体中の音速はほぼ既知であり、選択される液体は
   前記組織に対して有毒でないことを特徴とする装置。 １４、特許請求の範囲第１３項記載の方法であって、前
   記液体はグリセリン溶液であり、そのグリセリン溶液中
   の音速は約１９００〜２０００ｍ／秒であることを特徴
   とする方法。 １５、特許請求の範囲第１３項記載の方法であって、液
   体はパーフルオロカーボンであり、そのパーフルオロカ
   ーボン中の音速は約５２５〜６７５ｍ／秒であることを
   特徴とする方法。 １６、（ａ）音響コントラスト流体が存在しない時に組
   織領域内の音速をビーム発生トランスデューサにより発
   生されたパルスの基線−軌跡中心距離を基にして、時間
   尺度上で測定する過程と、（ｂ）前記組織に有害でなく
   、かつその中における音速がほぼ既知であるような音響
   コントラスト流体を前記領域内に注入する過程と、 （ｃ）前記領域内の音速を、前記トランスデューサによ
   り発生されたパルスの基線−軌跡中心距離を基にして、
   時間尺度上で測定する過程と、（ｄ）前記音響コントラ
   スト流体の体積濃度を、式 Ｃ＿ｔ＿ｉ＿ｓ＿ｓ＿ｕ＿ｅ＿＋＿ｆ＿ｌ＿ｕ＿ｉ＿ｄ
   ／Ｃ＿ｔ＿ｉ＿ｓ＿ｓ＿ｕ＿ｅ＝１＋Ｖ＿ｆ＿ｌ＿ｕ＿
   ｉ＿ｄ［（Ｃ＿ｆ＿ｌ＿ｕ＿ｉ＿ｄ／Ｃ＿ｔ＿ｉ＿ｓ＿
   ｓ＿ｕ＿ｅ）−１］を用いて得る過程と、 を備えることを特徴とするトランスデューサにより発生
   された追跡される超音波ビームに沿う器官組織中の生体
   内音速測定の確度を高くする方法。 １７、（ａ）約０．２５〜５μＳの持続時間を有する電
   子的パルスの出力を発生するようにされた電子的パルス
   発生器と、 （ｂ）複数のトランスデューサ素子を有し、器官組織中
   の対象とする領域内の複数の反射点へ超音波パルスを送
   るようにされた送波超音波トランスデューサのアレイと
   、 （ｃ）送波超音波トランスデューサのアレイの選択され
   たトランスデューサ素子を電子的パルス発生器の出力端
   子へ接続するようにされた送波スイッチング手段と、 （ｄ）電子的出力をおのおの有する複数のトランスデュ
   ーサ素子を有し、前記送波超音波トランスデューサの前
   記アレイにより前記反射点へ送られた超音波エネルギー
   のパルスに応答して、前記反射点から散乱させられた超
   音波エネルギーを受けるようにされた受波超音波トラン
   スデューサのアレイと、 （ｅ）前記受波超音波トランスデューサのアレイのトラ
   ンスデューサ素子の１の出力を選択するようにされた受
   波スイッチング手段と、 （ｆ）この受波スイッチング手段により選択された受波
   超音波トランスデューサの前記アレイのトランスデュー
   サ素子の出力を観察するようにされ、かつ電子的パルス
   発生器の出力を観察するようにされた観察手段と、 （ｇ）前記アレイを位置させるようにされた位置ぎめ手
   段と、 （ｈ）前記電子的パルスの軌跡中心を決定する手段と、 を備え、前記電子的パルス発生器は電子的パルスを、前
   記送波スイッチング手段により選択されたトランスデュ
   ーサ素子へ送り、前記選択されたトランスデューサ素子
   は超音波エネルギーパルスを前記領域上の反射点へ送り
   、その反射点から散乱させられた超音波エネルギーは、
   前記受波スイッチング手段により選択されたトランスデ
   ューサ素子に到達し、それにより、前記受波スイッチン
   グ手段により選択されたトランスデューサ素子の出力端
   子に電子的パルスが発生され、前記観察手段は、前記パ
   ルスの基線−軌跡中心距離により表される時間間隔を表
   示するようにされることを特徴とする器官組織中の対象
   とする領域内の音速を測定する装置。 １８、特許請求の範囲第１７項記載の装置であって、前
   記観察手段は陰極線管オッシロスコープを備えることを
   特徴とする装置。