JP2001204728A - 超音波診断装置 - Google Patents
超音波診断装置Info
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- JP2001204728A JP2001204728A JP2000020299A JP2000020299A JP2001204728A JP 2001204728 A JP2001204728 A JP 2001204728A JP 2000020299 A JP2000020299 A JP 2000020299A JP 2000020299 A JP2000020299 A JP 2000020299A JP 2001204728 A JP2001204728 A JP 2001204728A
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Abstract
(57)【要約】
【課題】本発明の目的は、血流を２次元的に表示するこ
との可能な超音波診断装置において、血流だけでなく組
織も合わせて表示し、しかもフレームレートを向上する
ことにある。 【解決手段】本発明は、正圧先行の超音波パルスと負圧
先行の超音波パルスとを交互に同一方向へ所定の繰り返
し周波数ＰＲＦで繰り返し被検体に送信する送信回路２
と、被検体からのエコーを受信し、その受信信号からド
プラ信号を検出する受信回路３と、ドプラ信号に対して
ＤＣ周波数付近と＋ＰＲＦ／２付近と−ＰＲＦ／２付近
とにおいて他の周波数領域よりも強く減衰をかけるウォ
ールフィルタ５と、フィルタ５の出力に基づいてクラッ
タ部分と血流部分とが混在する画像を生成するパワー平
均回路６とを具備することを特徴とする。
との可能な超音波診断装置において、血流だけでなく組
織も合わせて表示し、しかもフレームレートを向上する
ことにある。 【解決手段】本発明は、正圧先行の超音波パルスと負圧
先行の超音波パルスとを交互に同一方向へ所定の繰り返
し周波数ＰＲＦで繰り返し被検体に送信する送信回路２
と、被検体からのエコーを受信し、その受信信号からド
プラ信号を検出する受信回路３と、ドプラ信号に対して
ＤＣ周波数付近と＋ＰＲＦ／２付近と−ＰＲＦ／２付近
とにおいて他の周波数領域よりも強く減衰をかけるウォ
ールフィルタ５と、フィルタ５の出力に基づいてクラッ
タ部分と血流部分とが混在する画像を生成するパワー平
均回路６とを具備することを特徴とする。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、血流を２次元的に
表示するための機能を有する超音波診断装置に関する。
表示するための機能を有する超音波診断装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】血流を２次元的に表示する方法としてカ
ラードプラ法がある。近年は、血流の速度表示ではな
く、血流のパワー表示（以下、パワードプラという）の
方が、感度、分解能ともに高いので好まれる傾向があ
る。しかし、パワードプラの分解能はＢモード画像には
太刀打ち出来ない。さらに、血流表示を行うと、Ｂモー
ド時に比べてフレームレートがかなり低下するという問
題もある。
ラードプラ法がある。近年は、血流の速度表示ではな
く、血流のパワー表示（以下、パワードプラという）の
方が、感度、分解能ともに高いので好まれる傾向があ
る。しかし、パワードプラの分解能はＢモード画像には
太刀打ち出来ない。さらに、血流表示を行うと、Ｂモー
ド時に比べてフレームレートがかなり低下するという問
題もある。
【０００３】血流像の分解能が悪い原因はいくつかある
が、主な原因は、クラッタ対ドプラ信号比（Ｃ／Ｄ）が
４０ｄＢ程度と、クラッタ信号に比べて血流信号がかな
り小さいことである。そのために、送信波数を４〜８波
のように長い波連長のパルスを用いて狭帯域で送信し、
狭帯域の受信フィルタをかけることで、感度を上げてい
るが、これが距離分解能の低下を招いている。
が、主な原因は、クラッタ対ドプラ信号比（Ｃ／Ｄ）が
４０ｄＢ程度と、クラッタ信号に比べて血流信号がかな
り小さいことである。そのために、送信波数を４〜８波
のように長い波連長のパルスを用いて狭帯域で送信し、
狭帯域の受信フィルタをかけることで、感度を上げてい
るが、これが距離分解能の低下を招いている。
【０００４】近年、超音波造影剤を経静脈的に注入して
診断するコントラストエコー法が脚光を浴びている。そ
の映像法としては、Ｂモードとカラードプラ（パワード
プラ）の２通りがあるが、感度的にはパワードプラの方
が良いものの、分解能的にはＢモードの方が優れている
ために、Ｂモードが好まれる傾向にある。コントラスト
エコー法の場合は、血管内に入った造影剤がエコーを増
強するので、Ｂモードでも血流を観察することができる
のである。しかし、超音波造影剤を使用しない場合は、
Ｂモードで血流を観察することは困難である。
診断するコントラストエコー法が脚光を浴びている。そ
の映像法としては、Ｂモードとカラードプラ（パワード
プラ）の２通りがあるが、感度的にはパワードプラの方
が良いものの、分解能的にはＢモードの方が優れている
ために、Ｂモードが好まれる傾向にある。コントラスト
エコー法の場合は、血管内に入った造影剤がエコーを増
強するので、Ｂモードでも血流を観察することができる
のである。しかし、超音波造影剤を使用しない場合は、
Ｂモードで血流を観察することは困難である。
【０００５】このようにＢモードが同一の位置へ１回し
か超音波ビームを送信／受信しないのに対して、カラー
ドプラ法では６〜１６回の送受を行い、さらにＢモード
を重ねて表示するためにＢモード専用の送受も１回行
う。そのために、フレームレートが低下するという問題
がある。
か超音波ビームを送信／受信しないのに対して、カラー
ドプラ法では６〜１６回の送受を行い、さらにＢモード
を重ねて表示するためにＢモード専用の送受も１回行
う。そのために、フレームレートが低下するという問題
がある。
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】本発明の目的は、血流
を２次元的に表示することの可能な超音波診断装置にお
いて、血流だけでなく組織も合わせて表示し、しかもフ
レームレートを向上することにある。
を２次元的に表示することの可能な超音波診断装置にお
いて、血流だけでなく組織も合わせて表示し、しかもフ
レームレートを向上することにある。
【０００７】
【課題を解決するための手段】本発明は、正圧先行の超
音波パルスと負圧先行の超音波パルスとを交互に同一方
向へ所定の繰り返し周波数ＰＲＦで繰り返し被検体に送
信する手段と、前記被検体からのエコーを受信し、その
受信信号からドプラ信号を検出する手段と、前記ドプラ
信号に対してＤＣ周波数付近と＋ＰＲＦ／２付近と−Ｐ
ＲＦ／２付近とにおいて他の周波数領域よりも強く減衰
をかけるフィルタと、前記フィルタの出力に基づいてク
ラッタ部分と血流部分とが混在する画像を生成する手段
とを具備することを特徴とする。
音波パルスと負圧先行の超音波パルスとを交互に同一方
向へ所定の繰り返し周波数ＰＲＦで繰り返し被検体に送
信する手段と、前記被検体からのエコーを受信し、その
受信信号からドプラ信号を検出する手段と、前記ドプラ
信号に対してＤＣ周波数付近と＋ＰＲＦ／２付近と−Ｐ
ＲＦ／２付近とにおいて他の周波数領域よりも強く減衰
をかけるフィルタと、前記フィルタの出力に基づいてク
ラッタ部分と血流部分とが混在する画像を生成する手段
とを具備することを特徴とする。
【０００８】
【発明の実施の形態】以下、図面を参照して本発明によ
る装置を好ましい実施形態により説明する。
る装置を好ましい実施形態により説明する。
【０００９】図１は、本発明の第１実施形態に係る超音
波診断装置の構成図を示す。送信回路２は所定のパルス
シーケンスでパルス信号を超音波プローブ１に供給す
る。これにより超音波プローブ１から被検体に超音波パ
ルスが所定のパルスシーケンスで送信される。受信回路
３は、超音波プローブ１を介してエコー信号を受信し
て、整相加算の処理を行った後、高周波（ＲＦ）信号を
直交検波して、直交信号（Ｉ，Ｑ）信号に変換する。Ｉ
Ｑ信号は一度コーナーターニングバッファ４に格納され
てから、同一方向へのビームを取り出して、ウォールフ
ィルタ５に送られる。ウォールフィルタ５では主にクラ
ッタ成分を除去する処理を行い、この出力信号列をパワ
ー平均回路６でパワーの平均を取り、座標変換回路７で
超音波ビームを直交座標に変換して、表示モニタ８で表
示する。
波診断装置の構成図を示す。送信回路２は所定のパルス
シーケンスでパルス信号を超音波プローブ１に供給す
る。これにより超音波プローブ１から被検体に超音波パ
ルスが所定のパルスシーケンスで送信される。受信回路
３は、超音波プローブ１を介してエコー信号を受信し
て、整相加算の処理を行った後、高周波（ＲＦ）信号を
直交検波して、直交信号（Ｉ，Ｑ）信号に変換する。Ｉ
Ｑ信号は一度コーナーターニングバッファ４に格納され
てから、同一方向へのビームを取り出して、ウォールフ
ィルタ５に送られる。ウォールフィルタ５では主にクラ
ッタ成分を除去する処理を行い、この出力信号列をパワ
ー平均回路６でパワーの平均を取り、座標変換回路７で
超音波ビームを直交座標に変換して、表示モニタ８で表
示する。
【００１０】上記送信回路２は、血流感度が十分な場合
には、１〜２波という短い波連長で超音波パルスの送信
を行う。得られた受信信号は、コーナーターニングバッ
ファ４に一度格納され、同一方向への送信パルスから得
られた受信信号だけを１組（パケット）としてウォール
フィルタ５に送られる。
には、１〜２波という短い波連長で超音波パルスの送信
を行う。得られた受信信号は、コーナーターニングバッ
ファ４に一度格納され、同一方向への送信パルスから得
られた受信信号だけを１組（パケット）としてウォール
フィルタ５に送られる。
【００１１】送信においては、パルスインバージョンド
プラ法に従って、図２（ａ）の正圧先行の超音波パルス
と、図２（ｂ）の負圧先行の超音波パルスとを同一方向
に所定のパルス繰り返し周波数（ＰＲＦ）で交互に繰り
返し送信する。一方、血流感度が十分でない場合は、コ
ード化したパルスを出力する。コード化したパルスの例
としては、正圧先行の超音波パルス要素をコード“０”
とし、負圧先行の超音波パルス要素をコード“１”とし
て、１つの超音波パルスを正圧先行の超音波パルス要素
と負圧先行の超音波パルス要素との組み合わせとして構
成し、その組み合わせパターンをコード列、例えば
［１，１，１，−１，−１，１，−１］の７ビットバー
カーコードや、擬似チャープ信号（チャープ信号を＋
１，−１で２値化したコード）として表すものである。
プラ法に従って、図２（ａ）の正圧先行の超音波パルス
と、図２（ｂ）の負圧先行の超音波パルスとを同一方向
に所定のパルス繰り返し周波数（ＰＲＦ）で交互に繰り
返し送信する。一方、血流感度が十分でない場合は、コ
ード化したパルスを出力する。コード化したパルスの例
としては、正圧先行の超音波パルス要素をコード“０”
とし、負圧先行の超音波パルス要素をコード“１”とし
て、１つの超音波パルスを正圧先行の超音波パルス要素
と負圧先行の超音波パルス要素との組み合わせとして構
成し、その組み合わせパターンをコード列、例えば
［１，１，１，−１，−１，１，−１］の７ビットバー
カーコードや、擬似チャープ信号（チャープ信号を＋
１，−１で２値化したコード）として表すものである。
【００１２】コード化パルスを使用した場合には、受信
回路３でパルス圧縮処理を施す。これは、受信信号のＲ
Ｆ信号またはＩＱ信号で、ＦＩＲ型フィルタをかけるこ
とにより実現できる。フィルタ係数としては送信パルス
と同じ値を使用するマッチドフィルタ法や２乗誤差を最
小にする最小２乗フィルタ法で求めることができる。こ
のパルス圧縮により、図２（ｃ）に示すように、パルス
持続期間中の特定の短期間にエネルギーを集中させて、
距離分解能を向上させることができる。
回路３でパルス圧縮処理を施す。これは、受信信号のＲ
Ｆ信号またはＩＱ信号で、ＦＩＲ型フィルタをかけるこ
とにより実現できる。フィルタ係数としては送信パルス
と同じ値を使用するマッチドフィルタ法や２乗誤差を最
小にする最小２乗フィルタ法で求めることができる。こ
のパルス圧縮により、図２（ｃ）に示すように、パルス
持続期間中の特定の短期間にエネルギーを集中させて、
距離分解能を向上させることができる。
【００１３】上述したように、送信パルスは所定の繰り
返し周波数（ＰＲＦ）で同一の方向に数回送信される。
この同一方向への送信と、異なった方向への送信は、順
次にあるいは交互に行われる。パルスインバージョンド
プラ法によらないで、正圧先行又は負圧先行の１種類の
超音波パルスを繰り返し周波数ＰＲＦで送信する場合、
図３（ａ）、図３（ｂ）に示すように、血流成分は基本
波及び２次高調波共に、ＤＣを中心として集まり、クラ
ッタ成分も同様に基本波及び２次高調波共に、ＤＣを中
心として集まる。しかし、パルスインバージョンドプラ
法に従って、正圧先行の超音波パルスと負圧先行の超音
波パルスとを繰り返し周波数ＰＲＦで交互に送信する
と、図３（ｃ）に示すように、分離する。
返し周波数（ＰＲＦ）で同一の方向に数回送信される。
この同一方向への送信と、異なった方向への送信は、順
次にあるいは交互に行われる。パルスインバージョンド
プラ法によらないで、正圧先行又は負圧先行の１種類の
超音波パルスを繰り返し周波数ＰＲＦで送信する場合、
図３（ａ）、図３（ｂ）に示すように、血流成分は基本
波及び２次高調波共に、ＤＣを中心として集まり、クラ
ッタ成分も同様に基本波及び２次高調波共に、ＤＣを中
心として集まる。しかし、パルスインバージョンドプラ
法に従って、正圧先行の超音波パルスと負圧先行の超音
波パルスとを繰り返し周波数ＰＲＦで交互に送信する
と、図３（ｃ）に示すように、分離する。
【００１４】具体的には、図４に示すように、ドプラ信
号の周波数スペクトラムは、２次高調波のクラッタ成分
（組織）はＤＣ付近に集まり、また基本波のクラッタ成
分は＋ＰＲＦ／２付近と−ＰＲＦ／２付近とに離散す
る。一方、血流成分は、基本波、２次高調波共に、ＤＣ
と＋ＰＲＦ／２との間、またＤＣと−ＰＲＦ／２との間
に広がる。つまり、血流成分とクラッタ成分とは、周波
数軸上で比較的分離する。このような周波数スペクトラ
ムのドプラ信号に対して、ＤＣ付近と＋ＰＲＦ／２付近
と−ＰＲＦ／２付近とにおいて他の周波数領域よりも減
衰の強いフィルタ特性でフィルタをかけると、クラッタ
成分の振幅が血流に対して相対的に下がり、その結果、
クラッタ成分の最大振幅と血流成分の最大振幅とが近似
的になる。従って、最終的に、このフィルタ５の出力か
ら得られる画像には、クラッタ部分と血流部分とが混在
することになるが、両者の最大階調は近似的であるの
で、クラッタ部分に血流部分が埋もれることなく、つま
りクラッタ部分と血流部分とがそれぞれ表現され得る。
号の周波数スペクトラムは、２次高調波のクラッタ成分
（組織）はＤＣ付近に集まり、また基本波のクラッタ成
分は＋ＰＲＦ／２付近と−ＰＲＦ／２付近とに離散す
る。一方、血流成分は、基本波、２次高調波共に、ＤＣ
と＋ＰＲＦ／２との間、またＤＣと−ＰＲＦ／２との間
に広がる。つまり、血流成分とクラッタ成分とは、周波
数軸上で比較的分離する。このような周波数スペクトラ
ムのドプラ信号に対して、ＤＣ付近と＋ＰＲＦ／２付近
と−ＰＲＦ／２付近とにおいて他の周波数領域よりも減
衰の強いフィルタ特性でフィルタをかけると、クラッタ
成分の振幅が血流に対して相対的に下がり、その結果、
クラッタ成分の最大振幅と血流成分の最大振幅とが近似
的になる。従って、最終的に、このフィルタ５の出力か
ら得られる画像には、クラッタ部分と血流部分とが混在
することになるが、両者の最大階調は近似的であるの
で、クラッタ部分に血流部分が埋もれることなく、つま
りクラッタ部分と血流部分とがそれぞれ表現され得る。
【００１５】ウォールフィルタ５は、ＦＩＲまたはＩＩ
Ｒ型のフィルタにより実現される。全パケットデータを
使用してフィルタ係数を時変（ｔｉｍｅ ｖａｒｉａｎ
ｔ）にできるマトリクス型のフィルタが好ましい。ウォ
ールフィルタ５では図５で示すような特性を持ったフィ
ルタをかける。つまり、図４の分布状態のドプラ信号に
対して、クラッタ成分の最大振幅とドプラ信号に含まれ
る血流成分の最大振幅とが略同一になるように、ドプラ
信号に対してＤＣ周波数付近と＋ＰＲＦ／２付近と−Ｐ
ＲＦ／２付近とにおいて他の周波数領域よりも強く減衰
をかける。
Ｒ型のフィルタにより実現される。全パケットデータを
使用してフィルタ係数を時変（ｔｉｍｅ ｖａｒｉａｎ
ｔ）にできるマトリクス型のフィルタが好ましい。ウォ
ールフィルタ５では図５で示すような特性を持ったフィ
ルタをかける。つまり、図４の分布状態のドプラ信号に
対して、クラッタ成分の最大振幅とドプラ信号に含まれ
る血流成分の最大振幅とが略同一になるように、ドプラ
信号に対してＤＣ周波数付近と＋ＰＲＦ／２付近と−Ｐ
ＲＦ／２付近とにおいて他の周波数領域よりも強く減衰
をかける。
【００１６】なお、図５はフーリエ周波数で表現した例
であり、所望のフィルタはこの特性に限定されず、「基
本波のクラックを除去し、２次高調波のクラッタをある
程度減衰させて、血流信号は基本波、２次高調波ともに
相対的に強調する」という特性を持ったものである。図
５のフーリエ周波数特性で提示したフィルタ以外にこの
特性を満足させるものとして、パケットデータに対して
低次の多項式による最小２乗近似でクラッタを近似して
除去する方法がある。ＤＣ付近のクラッタを除去する係
数はこのようにして最小２乗法により得られる。２次高
調波のＰＲＦ／２にあるクラッタを除去する係数は、Ｄ
Ｃクラッタ除去の係数に対して周波数上でπ位相がずれ
た信号だからフーリエ変換の性質により時間軸では
［１，−１，１，−１，１，−１，・・・］を乗算する
ことで得られる。
であり、所望のフィルタはこの特性に限定されず、「基
本波のクラックを除去し、２次高調波のクラッタをある
程度減衰させて、血流信号は基本波、２次高調波ともに
相対的に強調する」という特性を持ったものである。図
５のフーリエ周波数特性で提示したフィルタ以外にこの
特性を満足させるものとして、パケットデータに対して
低次の多項式による最小２乗近似でクラッタを近似して
除去する方法がある。ＤＣ付近のクラッタを除去する係
数はこのようにして最小２乗法により得られる。２次高
調波のＰＲＦ／２にあるクラッタを除去する係数は、Ｄ
Ｃクラッタ除去の係数に対して周波数上でπ位相がずれ
た信号だからフーリエ変換の性質により時間軸では
［１，−１，１，−１，１，−１，・・・］を乗算する
ことで得られる。
【００１７】ここで、完全にＤＣ，ＰＲＦ／２の周波数
を除去するのではなく、血流と組織像の信号比によりＤ
Ｃ，ＰＲＦ／２それぞれの減衰率を変化できるようにす
る。最小２乗法によって得られる係数はマトリクス型の
フィルタで実現できるが、時変であるので周波数特性と
して表現することは困難である。マトリクス型のフィル
タとは、 ｙ＝Ｗｘ で実現されるもので、ｘは入力データ列ベクトル、ｙは
出力データ列ベクトル、Ｗはマトリクス（行列）であ
る。
を除去するのではなく、血流と組織像の信号比によりＤ
Ｃ，ＰＲＦ／２それぞれの減衰率を変化できるようにす
る。最小２乗法によって得られる係数はマトリクス型の
フィルタで実現できるが、時変であるので周波数特性と
して表現することは困難である。マトリクス型のフィル
タとは、 ｙ＝Ｗｘ で実現されるもので、ｘは入力データ列ベクトル、ｙは
出力データ列ベクトル、Ｗはマトリクス（行列）であ
る。
【００１８】ウォールフィルタ５の出力は、パワー平均
回路６で、 Ｐ＝Ｉ2 ＋Ｑ2 の計算式によりパワーが計算され、さらにパケットサイ
ズ分の平均が取られる。このパワーデータには、組織か
らのエコーと血流からのエコーが同程度のパワー値とし
て含まれている。パワーの平均が取られた後に、必要に
応じてＬＯＧ等の圧縮を施された後、座標変換されてモ
ニタ８に画像表示される。
回路６で、 Ｐ＝Ｉ2 ＋Ｑ2 の計算式によりパワーが計算され、さらにパケットサイ
ズ分の平均が取られる。このパワーデータには、組織か
らのエコーと血流からのエコーが同程度のパワー値とし
て含まれている。パワーの平均が取られた後に、必要に
応じてＬＯＧ等の圧縮を施された後、座標変換されてモ
ニタ８に画像表示される。
【００１９】上述したパルスインバージョンドプラ法と
は、Ｂｕｒｎｓ等によって提唱された方法である。図２
（ａ）に示す正圧先行のパルスと図２（ｂ）に示す負圧
先行のパルスとを、パルス繰り返し周波数ＰＲＦで交互
に同一の方向に対して複数回送信する。受信したドプラ
信号は、基本波は位相がπだけずれる。しかし、伝播や
バブルからの反射によって発生する２次高調波からのド
プラ信号の位相はずれない。そのために、通常のドプラ
法による基本波によるドプラシフトが図３（ａ）のよう
であった場合は、パルスインバージョンドプラ法を行わ
ない場合は基本波のドプラシフト、２次高調波のドプラ
シフトは、図３（ｂ）の網掛けで示すようになり、パル
スインバージョンドプラ法を行った場合は、図３（ｃ）
に示すように、基本波のドプラシフトは、＋ＰＲＦ／２
の付近と、−ＰＲＦ／２とぼ付近とに別れ、２次高調波
によるドプラシフトはＤＣ付近に集まる。
は、Ｂｕｒｎｓ等によって提唱された方法である。図２
（ａ）に示す正圧先行のパルスと図２（ｂ）に示す負圧
先行のパルスとを、パルス繰り返し周波数ＰＲＦで交互
に同一の方向に対して複数回送信する。受信したドプラ
信号は、基本波は位相がπだけずれる。しかし、伝播や
バブルからの反射によって発生する２次高調波からのド
プラ信号の位相はずれない。そのために、通常のドプラ
法による基本波によるドプラシフトが図３（ａ）のよう
であった場合は、パルスインバージョンドプラ法を行わ
ない場合は基本波のドプラシフト、２次高調波のドプラ
シフトは、図３（ｂ）の網掛けで示すようになり、パル
スインバージョンドプラ法を行った場合は、図３（ｃ）
に示すように、基本波のドプラシフトは、＋ＰＲＦ／２
の付近と、−ＰＲＦ／２とぼ付近とに別れ、２次高調波
によるドプラシフトはＤＣ付近に集まる。
【００２０】上述のＢｕｒｎｓ等の論文の要旨は、組織
の動きがあった場合でも基本波と２次高調波を効率良く
分離することである。論文中で、Ｂモード画像、カラー
ドプラ画像に利用できると記載されているが、その映像
法は従来の範疇を超えていない。つまり、本特許で提案
するような、血流と組織像を同時に表示することについ
ては言及していない。
の動きがあった場合でも基本波と２次高調波を効率良く
分離することである。論文中で、Ｂモード画像、カラー
ドプラ画像に利用できると記載されているが、その映像
法は従来の範疇を超えていない。つまり、本特許で提案
するような、血流と組織像を同時に表示することについ
ては言及していない。
【００２１】ここで、造影剤を用いない場合について考
える。図４の中で一番振幅が大きいのは、±ＰＲＦ／２
付近に分離した基本波のクラッタである。次に振幅が大
きいのはＤＣのまわりで、これは伝播の非線形によって
発生した２次高調波によるクラッタである。基本波によ
る血流からのドプラ信号、２次高調波による血流からの
ドプラ信号は、低振幅で、流速にもよるが全体にＤＣと
ＰＲＦ／２の中間にあるか、あるいは全体に渡って広が
っている。
える。図４の中で一番振幅が大きいのは、±ＰＲＦ／２
付近に分離した基本波のクラッタである。次に振幅が大
きいのはＤＣのまわりで、これは伝播の非線形によって
発生した２次高調波によるクラッタである。基本波によ
る血流からのドプラ信号、２次高調波による血流からの
ドプラ信号は、低振幅で、流速にもよるが全体にＤＣと
ＰＲＦ／２の中間にあるか、あるいは全体に渡って広が
っている。
【００２２】したがって、図５に示すように、±ＰＲＦ
／２付近は大きく減衰し、ＤＣ付近もある程度減衰する
ようなＢＰＦ特性を持つウォールフィルタ５をかける
と、図６に示すように、基本波のクラッタはほとんど減
衰させ、２次高調波のクラッタもかなり減衰させ、血流
成分を相対的に強調させることができる。このフィルタ
を通過させた後の信号のパワーを取ると、ここに含まれ
る信号は、血流と２次高調波による組織（クラッタ）と
なり、両者の振幅比も近いものとなる。組織に動きがあ
る場合にはドプラ成分となるが、これはＤＣ付近のＨＰ
Ｆのカットオフ周波数を適当に高くすることで調整可能
である。このようにして、血流像と組織像を１つの同一
情報として画像表示することが可能になる。
／２付近は大きく減衰し、ＤＣ付近もある程度減衰する
ようなＢＰＦ特性を持つウォールフィルタ５をかける
と、図６に示すように、基本波のクラッタはほとんど減
衰させ、２次高調波のクラッタもかなり減衰させ、血流
成分を相対的に強調させることができる。このフィルタ
を通過させた後の信号のパワーを取ると、ここに含まれ
る信号は、血流と２次高調波による組織（クラッタ）と
なり、両者の振幅比も近いものとなる。組織に動きがあ
る場合にはドプラ成分となるが、これはＤＣ付近のＨＰ
Ｆのカットオフ周波数を適当に高くすることで調整可能
である。このようにして、血流像と組織像を１つの同一
情報として画像表示することが可能になる。
【００２３】次に、分解能を改善する方法について説明
する。従来、血流像を表示するための送信は、４〜８波
の波連長であり、つまり狭帯域で送信し、受信フィルタ
も狭帯域にすることで、Ｓ／Ｎをかせいでいる。しかし
これは１〜２波送信のＢモード画像にくらべて距離分解
能を著しく低下させている。こうする理由は、クラッタ
対ドプラ信号比（Ｃ／Ｄ）が４０ｄＢ程度と、血流信号
が組織信号にくらべて大幅に小さいからである。
する。従来、血流像を表示するための送信は、４〜８波
の波連長であり、つまり狭帯域で送信し、受信フィルタ
も狭帯域にすることで、Ｓ／Ｎをかせいでいる。しかし
これは１〜２波送信のＢモード画像にくらべて距離分解
能を著しく低下させている。こうする理由は、クラッタ
対ドプラ信号比（Ｃ／Ｄ）が４０ｄＢ程度と、血流信号
が組織信号にくらべて大幅に小さいからである。
【００２４】この問題も、装置の高ダイナミックレンジ
化のおかげで、昔ほど深刻な問題ではなくなりつつあ
る。頸動脈のように、部位が浅くてＣＤ比が比較的小さ
い場所では、Ｂモードと同じの送信駆動条件でも、前述
した方法で、血流信号振幅を組織の振幅に近づけること
が可能である。つまり、Ｂモードと同等の距離分解能を
持つ、組織と血流の同時表示が可能である。この場合
に、Ｂモードと血流を表示する送信パルスが同一である
ので、送信パルスがＢモードと血流で別々な従来のカラ
ードプラ法に比べて、フレームレートを上げることがで
きる。更に、血流のパワーのみで、速度や分散を表示し
ない場合には、表示する場合に比べてパケットサイズ
（同一位置での繰り返し送信の回数）を小さくできるの
で、速度及び／又は分散表示の場合よりもフレームレー
トは速くすることができる。
化のおかげで、昔ほど深刻な問題ではなくなりつつあ
る。頸動脈のように、部位が浅くてＣＤ比が比較的小さ
い場所では、Ｂモードと同じの送信駆動条件でも、前述
した方法で、血流信号振幅を組織の振幅に近づけること
が可能である。つまり、Ｂモードと同等の距離分解能を
持つ、組織と血流の同時表示が可能である。この場合
に、Ｂモードと血流を表示する送信パルスが同一である
ので、送信パルスがＢモードと血流で別々な従来のカラ
ードプラ法に比べて、フレームレートを上げることがで
きる。更に、血流のパワーのみで、速度や分散を表示し
ない場合には、表示する場合に比べてパケットサイズ
（同一位置での繰り返し送信の回数）を小さくできるの
で、速度及び／又は分散表示の場合よりもフレームレー
トは速くすることができる。
【００２５】さて、深部でＣＤが大きい場合は、血流信
号の感度アップが必要である。このためには、レーダー
で用いられているパルス圧縮技術を使用する。具体的な
方法については、バーカーコードを用いる方法が好まし
い。バーカーコード以外にも擬似チャープ信号（チャー
プ信号を＋１，−１で２値化したコード）も用いること
ができる。これらの符号化したパルスで送信し、最小２
乗フィルタ（Ｗｉｅｎｅｒ Ｆｉｌｔｅｒ）を用いるこ
とで距離方向にサイドローブの少ない短かくて振幅の大
きいパルスを得ることができる。これにより、Ｓ／Ｎを
大幅に向上することができる。
号の感度アップが必要である。このためには、レーダー
で用いられているパルス圧縮技術を使用する。具体的な
方法については、バーカーコードを用いる方法が好まし
い。バーカーコード以外にも擬似チャープ信号（チャー
プ信号を＋１，−１で２値化したコード）も用いること
ができる。これらの符号化したパルスで送信し、最小２
乗フィルタ（Ｗｉｅｎｅｒ Ｆｉｌｔｅｒ）を用いるこ
とで距離方向にサイドローブの少ない短かくて振幅の大
きいパルスを得ることができる。これにより、Ｓ／Ｎを
大幅に向上することができる。
【００２６】本発明は上述した実施形態に限定されず、
種々変形して実施可能である。
種々変形して実施可能である。
【００２７】
【発明の効果】本発明によれば、正圧先行の超音波パル
スと負圧先行の超音波パルスとを繰り返し周波数ＰＲＦ
で交互に送信すると、ドプラ信号の周波数スペクトラム
は、２次高調波のクラッタ成分（組織）はＤＣ付近に集
まり、また基本波のクラッタ成分は＋ＰＲＦ／２付近と
−ＰＲＦ／２付近とに離散する。一方、血流成分は、基
本波、２次高調波共に、ＤＣと＋ＰＲＦ／２との間、ま
たＤＣと−ＰＲＦ／２との間に広がる。つまり、血流成
分とクラッタ成分とは、周波数軸上で比較的分離する。
このような周波数スペクトラムのドプラ信号に対して、
ＤＣ付近と＋ＰＲＦ／２付近と−ＰＲＦ／２付近とにお
いて他の周波数領域よりも減衰の強いフィルタ特性でフ
ィルタをかけると、クラッタ成分の振幅が血流に対して
相対的に下がり、その結果、クラッタ成分の最大振幅と
血流成分の最大振幅とが近似的になる。従って、このフ
ィルタの出力から得られる画像には、クラッタ部分と血
流部分とが混在することになるが、両者の最大階調は近
似的であるので、クラッタ部分に血流部分が埋もれるこ
となく、つまりクラッタ部分と血流部分とがそれぞれ表
現され得る。
スと負圧先行の超音波パルスとを繰り返し周波数ＰＲＦ
で交互に送信すると、ドプラ信号の周波数スペクトラム
は、２次高調波のクラッタ成分（組織）はＤＣ付近に集
まり、また基本波のクラッタ成分は＋ＰＲＦ／２付近と
−ＰＲＦ／２付近とに離散する。一方、血流成分は、基
本波、２次高調波共に、ＤＣと＋ＰＲＦ／２との間、ま
たＤＣと−ＰＲＦ／２との間に広がる。つまり、血流成
分とクラッタ成分とは、周波数軸上で比較的分離する。
このような周波数スペクトラムのドプラ信号に対して、
ＤＣ付近と＋ＰＲＦ／２付近と−ＰＲＦ／２付近とにお
いて他の周波数領域よりも減衰の強いフィルタ特性でフ
ィルタをかけると、クラッタ成分の振幅が血流に対して
相対的に下がり、その結果、クラッタ成分の最大振幅と
血流成分の最大振幅とが近似的になる。従って、このフ
ィルタの出力から得られる画像には、クラッタ部分と血
流部分とが混在することになるが、両者の最大階調は近
似的であるので、クラッタ部分に血流部分が埋もれるこ
となく、つまりクラッタ部分と血流部分とがそれぞれ表
現され得る。
【図１】本発明の実施形態に係る超音波診断装置の構成
を示すブロック図。
を示すブロック図。
【図２】（ａ）は図１の送信回路により発生される正圧
先行のパルス要素を示し、（ｂ）は負圧先行のパルス要
素を示し、（ｃ）は図１の受信回路内でパルス圧縮され
た受信信号の波形例を示す図。
先行のパルス要素を示し、（ｂ）は負圧先行のパルス要
素を示し、（ｃ）は図１の受信回路内でパルス圧縮され
た受信信号の波形例を示す図。
【図３】（ａ）、（ｂ）はパルスインバーションドプラ
法を用いない場合の図１のウォールフィルタの入力信号
に関する周波数スペクトラムを模式的に示し、（ｃ）は
パルスインバーションドプラ法を用いる場合の図１のウ
ォールフィルタの入力信号に関する周波数スペクトラム
を模式的に示す図。
法を用いない場合の図１のウォールフィルタの入力信号
に関する周波数スペクトラムを模式的に示し、（ｃ）は
パルスインバーションドプラ法を用いる場合の図１のウ
ォールフィルタの入力信号に関する周波数スペクトラム
を模式的に示す図。
【図４】図３（ｃ）の周波数スペクトラムを詳細に示す
図。
図。
【図５】図１のウォールフィルタの特性を示す図。
【図６】図１のウォールフィルタの出力信号の周波数ス
ペクトラムを示す図。
ペクトラムを示す図。
１…超音波プローブ、 ２…送信回路、 ３…受信回路、 ４…コーナーターニングバッファ、 ５…ウォールフィルタ、 ６…パワー平均回路、 ７…座標変換回路、 ８…表示モニタ。
Claims (4)
- 【請求項１】 正圧先行の超音波パルスと負圧先行の超
音波パルスとを交互に同一方向へ所定の繰り返し周波数
ＰＲＦで繰り返し被検体に送信する手段と、 前記被検体からのエコーを受信し、その受信信号からド
プラ信号を検出する手段と、 前記ドプラ信号に対してＤＣ周波数付近と＋ＰＲＦ／２
付近と−ＰＲＦ／２付近とにおいて他の周波数領域より
も強く減衰をかけるフィルタと、 前記フィルタの出力に基づいてクラッタ部分と血流部分
とが混在する画像を生成する手段とを具備することを特
徴とする超音波診断装置。 - 【請求項２】 前記フィルタにより、前記ドプラ信号に
含まれるクラッタ成分の最大振幅は前記ドプラ信号に含
まれる血流成分の最大振幅に対して略同一になることを
特徴とする請求項１記載の超音波診断装置。 - 【請求項３】 前記超音波パルスはコード化パルスであ
ることを特徴とする請求項１記載の超音波診断装置。 - 【請求項４】 前記受信信号のエネルギーを特定の短期
間に集中させるために、前記受信信号に対してパルス圧
縮処理を施す手段をさらに備えることを特徴とする請求
項３記載の超音波診断装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2000020299A JP4528401B2 (ja) | 2000-01-28 | 2000-01-28 | 超音波診断装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2000020299A JP4528401B2 (ja) | 2000-01-28 | 2000-01-28 | 超音波診断装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2001204728A true JP2001204728A (ja) | 2001-07-31 |
| JP4528401B2 JP4528401B2 (ja) | 2010-08-18 |
Family
ID=18546878
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2000020299A Expired - Lifetime JP4528401B2 (ja) | 2000-01-28 | 2000-01-28 | 超音波診断装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP4528401B2 (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2005176997A (ja) * | 2003-12-17 | 2005-07-07 | Toshiba Corp | 超音波診断装置 |
Citations (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH11178824A (ja) * | 1997-10-02 | 1999-07-06 | Sunnybrook Health Sci Center | パルス反転ドップラー超音波診断画像処理方法及び装置 |
| JPH11309146A (ja) * | 1998-03-26 | 1999-11-09 | General Electric Co <Ge> | 超音波散乱体の流れをイメ―ジングするシステムおよび方法 |
-
2000
- 2000-01-28 JP JP2000020299A patent/JP4528401B2/ja not_active Expired - Lifetime
Patent Citations (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH11178824A (ja) * | 1997-10-02 | 1999-07-06 | Sunnybrook Health Sci Center | パルス反転ドップラー超音波診断画像処理方法及び装置 |
| JPH11309146A (ja) * | 1998-03-26 | 1999-11-09 | General Electric Co <Ge> | 超音波散乱体の流れをイメ―ジングするシステムおよび方法 |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2005176997A (ja) * | 2003-12-17 | 2005-07-07 | Toshiba Corp | 超音波診断装置 |
| JP4504004B2 (ja) * | 2003-12-17 | 2010-07-14 | 株式会社東芝 | 超音波診断装置 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP4528401B2 (ja) | 2010-08-18 |
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