JP2001269344A - 超音波診断装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【課題】本発明の目的は、パワードプラにおいて、距離
分解能の向上、感度の向上、クラッタ除去効果の向上、
およびフレームレートの向上を図ることにある。 【解決手段】本発明に係る超音波診断装置は、超音波プ
ローブ１と、超音波プローブを介して被検体を超音波で
走査する送受信回路２，３と、送受信回路から出力され
る受信信号に基づいてＢモードデータを発生するＢモー
ドプロセッサ４と、送受信回路から出力される受信信号
であって、バースト波数がＢモードデータと同一又は略
同一であって、アンサンブル数が２〜１０の中のいずれ
かであるという送信条件のもとで収集された受信信号に
基づいてパワードプラデータを発生するパワードプラプ
ロセッサ５と、Ｂモードデータとパワードプラデータと
を部分的に合成して、１フレームの合成画像データを発
生する合成部７とを具備したことを特徴とする。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、カラードプラ対応
の超音波診断装置に係り、特に血流からのパワーを表示
するパワードプラ画像の性能向上に関するものである。

【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。カラードプラ法では、血液の流
れにより生じるドプラシフト（周波数偏移）を抽出し
て、そのドプラシフトから平均流速、分散、パワーとい
う３種類の血流情報を発生する。この血流情報に関する
２次元の画像をカラーで表示する。典型的には、このカ
ラー画像は、モノクロの断層像（Ｂモード画像）に重ね
られる。

【０００３】なお、ここでは、血流のパワー情報を表示
する方法をパワードプラ法と称し、血流の速度、分散情
報を表示する方法をカラードプラ法と称して、両者を区
別する。

【０００４】パワードプラは、感度および分解能が、カ
ラードプラよりも優れている。従って、主に、心臓以外
の部位の表示方法として好まれる傾向がある。

【０００５】しかし、パワードプラ（カラードプラも同
様）では、組織の形態を映像化するＢモードに比べて、
フレームレート（時間分解能）がかなり低くなる。ま
た、パワードプラは、距離分解能が、Ｂモードよりも劣
る。

【０００６】パワードプラの距離分解能がＢモードに比
べて劣る原因はいくつかあるが、主な原因は、クラッタ
信号に比べて血流信号がかなり小さいために、波連長を
長く設定する必要があることにある。また、受信に際し
ては、狭帯域でフィルタをかける。このように波連長を
長くするので、距離分解能の低下は避けられない。

【０００７】また、カラードプラやパワードプラの時間
分解能がＢモードよりも低い主な原因は、カラードプラ
やパワードプラでは、同一方向に超音波パルスの送受信
を何回も繰り返すことにある。通常は８乃至２０回、典
型的には１６回繰り返す。この繰り返し回数は、アンサ
ンブル数と称される。このアンサンブル数が少ない場合
には、ウォールフィルタでクラッタが完全に除去されず
に残るという問題がある。このためにアンサンブル数を
あまり少なくすることができない。従って、時間分解能
の向上は望めない。

【０００８】ところで近年、マイクロバブルを主成分と
する超音波造影剤を経静脈に注入して超音波診断を行い
うコントラストエコー法が脚光を浴びている。その映像
法としては大きく、ハーモニックスＢモード法、基本波
による通常のパワードプラ法、ハーモニックスパワード
プラ法の３通りがある。これら３つの方法の中では、基
本波によるパワードプラ法が最も血流感度が高いが、コ
ントラストエコーの場合は、組織内血流、つまりパヒュ
ージョンを観察する場合が多いので、基本波によるパワ
ードプラ法ではクラッタが問題になることが多い。

【０００９】ハーモニックスパワードプラ法の場合、ク
ラッタがなくなるという有利があるものの、分解能はハ
ーモニックスＢモードより劣り、また感度も大きな差が
ないことから、一般にハーモニックスＢモードが使用さ
れる場合が多い。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。

【００１０】コントラストエコー法でパヒュージョンを
効果的に映像化するためには、超音波の被検体における
パワーを表すＭＩ値（Mechanical Index）を高く設定す
ることが有効である。通常、組織内血流からの反射エコ
ーは小さいのであるが、高いＭＩ値で超音波を送信する
ことで、マイクロバブルを壊し、強い反射エコーを発生
させることができる。これによりパヒュージョンを効果
的に映像化することができる。その半面、高いＭＩ値の
超音波は殆どのマイクロバブルを崩壊してしまうので、
フレッシュなマイクロバブルの流入を待って次の超音波
送信を行う必要がある。そのため高いＭＩ値で超音波送
信を間欠的に繰り返すいわゆるフラッシュエコー法が開
発されている。このフラッシュエコー法は、特開平８−
２８０６７４号公報に開示されている。しかし、このフ
ラッシュエコー法は、時間分解能が低いというデメリッ
トを有している。

【００１１】このデメリットを解決するためにパワーパ
ルスインバージョン法が開発されている。この方法で
は、バブルをあまり壊さないように、低いＭＩ値で超音
波が送信される。この低いＭＩ値による血流の感度低下
を、基本波のクラッタを除去するとともに、血流信号と
して基本波と高調波との両方を利用することで補ってい
る。つまり、この方法は、高調波と共に基本波を使って
血流を映像化するので、従来のハーモニックスドプラ法
に比べて感度が向上する。また、パワードプラ法は、血
流の描出感度がＢモードよりも高いので、低いＭＩ値で
バブルをあまり壊さないで連続送信しながらパヒュージ
ョンを観察することが可能になった。しかし、分解能は
Ｂモードの血流表示には及ばない。

【００１２】コントラストエコー法において距離分解能
を向上させるために、パワードプラのバースト波数をＢ
モード法のように１〜２波にすることが試みられてい
る。しかし、距離分解能は、Ｂモードのそれには及ばな
い。

【００１３】一方、Ｂモードで直接的に血流をイメージ
ングする方法が、特開平１１−３１８９０２号公報に開
示されている。この方法は、Ｂモード帯域（ＤＣ付近）
の成分の一部をウォールフィルタをスルーさせること
で、組織像と血流像とを同時に表示するものである。こ
の方法では、組織像と血流像が完全に同一パルスから作
られるために、組織像の分解能（高周波で広帯域パルス
が有効）と血流像のペネトレーション（低周波で狭帯域
が有効）を両立することが困難であるという問題があ
る。

【００１４】

【発明が解決しようとする課題】本発明の目的は、パワ
ードプラにおいて、距離分解能の向上、感度の向上、ク
ラッタ除去効果の向上、およびフレームレートの向上を
図ることにある。

【００１５】

【課題を解決するための手段】本発明に係る超音波診断
装置は、超音波プローブと、前記超音波プローブを介し
て被検体を超音波で走査する送受信手段と、前記送受信
手段から出力される受信信号に基づいてＢモードデータ
を発生するＢモード処理手段と、前記送受信手段から出
力される受信信号であって、バースト波数が前記Ｂモー
ドデータと同一又は略同一であって、アンサンブル数が
２〜１０の中のいずれかであるという送信条件のもとで
収集された受信信号に基づいてパワードプラデータを発
生するパワードプラ処理手段と、前記Ｂモードデータと
前記パワードプラデータとを部分的に合成して、１フレ
ームの合成画像データを発生する合成手段とを具備した
ことを特徴とする。

【００１６】

【発明の実施の形態】以下、図面を参照して本発明によ
る超音波診断装置を好ましい実施形態により説明する。
まず、本発明の特徴について簡単に説明する。本発明
は、以下の処理を行うことを特徴とする。 （１）パワードプラモードに際して、Ｂモードと同等の
１又は２波駆動の送信パルスを使用する。好ましくは２
波駆動である。換言すると、パワードプラモード時に
は、Ｂモードと同等に、短い波連長で広帯域の送信パル
スを使用する。 （２）パワードプラモード時のアンサンブル数は、２−
１０の中から選択され、好ましくは２−６の中から選択
され、更に最も好ましいのは４である。なお、ドプラモ
ードでは、同一方向に超音波パルスを何度も繰り返して
送信することが必要とされるが、この繰り返し回数が、
アンサンブル数と称される。カラードプラモードのアン
サンブル数は、８−２０回、典型的には１６回である。 （３）Ｂモード専用の送信は行わず、パワードプラモー
ドで収集した受信信号をパワードプラ処理とＢモード処
理とで共用する。 （４）（３）において、Ｂモード用のビームを作成する
のに、パワードプラ用に送信した同一方向のビームを使
用して平均演算処理を行う。 （５）同じ受信信号から生成され、スキャンコンバート
されたＢモード画像とパワードプラ画像とを部分的に合
成して１フレーム分の画像を発生するに際して、画素ご
とにＢモード画像の画素値とパワードプラ画像の画素値
とを比較し、その高いほうの値を選択する。

【００１７】上記５つの特徴について以下に補足説明を
する。 （１´）パワードプラ用の送信パルスとして、Ｂモード
と同等の１又は２波駆動の送信パルスを使用すること
で、パワードプラ画像がＢモード画像と本質的に同等の
情報を持つことができる。例えばウォールフィルタをス
ルーにすれば、パワードプラ画像とＢモード画像とはほ
ぼ同じ画像になる。このことは、画像の合成方法と密接
な関係がある。

【００１８】（２´）ドプラのアンサンブル数は、通
常、８−２０に設定される。アンサンブル数が少ない
と、ウォールフィルタでクラッタを十分に除去できな
い。しかし、本発明では、このアンサンブル数を非常に
少ない例えば４に設定する。これによりクラッタ成分が
多く残留するが、このクラッタは組織の動きに由来した
情報、つまりＢモードと略同等の組織情報である。従っ
て、パワードプラ画像とＢモード画像とを部分的に合成
することで、組織形態がパワードプラ画像部分とＢモー
ド画像部分とで連続的につながる。また、アンサンブル
数を少なくとすることで、時間分解能（フレームレー
ト）の向上を図ることができる。

【００１９】（３´）パワードプラモードとＢモードと
で送信条件でがまったく同じでよいとき、Ｂモードのた
めの超音波パルスをパワードプラモードのための超音波
パルスとは別個にで送信する必要が無く、超音波パルス
の送信を両モードで共用することができる。

【００２０】（４´）パワードプラモードとＢモードと
で送信条件でがまったく同じでよいとき、Ｂモード画像
を作成するビームとして１本だけを使用するのではな
く、同一方向のビーム全て使用することができる。アン
サンブル数が４のとき、各方向のビーム数は４であり、
この４つの信号を検波前に加算することにより、Ｓ／Ｎ
を向上することができる。また、４つの信号を異なる受
信フィルタ特性を通し、検波し、加算することにより、
スペックルノイズを虚序することも可能である。

【００２１】（５´）従来の問題で示したコントラスト
エコー法において、パワードプラ法の駆動条件をＢモー
ドのように１波で行っても、高い距離分解能が得られな
かった原因について考える。もちろん距離方向のフィル
タはＢモードと同条件に設定する。コントラストエコー
法なので、比較的高い血流感度が確保されている。高い
距離分解能が得られなかった原因は、パワードプラ画像
とＢモード画像との合成方法にある。パワードプラ画像
とＢモード画像とを合成する方法としては、従来は、画
素ごとにパワードプラ画像の画素値とＢモード画像の画
素値とのいずれかを選択し、それぞれ固有のカラーマッ
プで表示している。選択アルゴリズムとしては、パワー
ドプラ画像の画素値が所定のスレッショルド以上を示す
場合、その画素にはパワードプラ画像の画素値を選択
し、逆に、パワードプラ画像の画素値が所定のスレッシ
ョルド未満を示す場合、その画素にはＢモード画像の画
素値を選択する。そのためスレッショルドの設定値に依
存して、血流の太さが決定される。つまり、図１に示す
ように、スレッショルドが過度に低く設定されたとき、
血管が実際よりも太く表現され、分解能が低く見える。
逆に、スレッショルドが過度に高く設定されたとき、血
管が実際よりも細く表現され、感度が低く見える。コン
トラストエコー法の場合、感度は十分なので、相対的に
スレッショルドが低くなり、血管が実際よりも太く表現
される傾向が強く、Ｂモード画像よりも分解能が低く見
えることになる。スレッショルド処理を排除して、パワ
ードプラ画像を単独で表示する場合には、Ｂモードの組
織像が分かり難くなる。また、パワードプラ画像を透過
像としてＢモード画像に重ねて表示する場合、微細な血
流がＢモード画像に埋もれて見えなくなってしまう。

【００２２】本発明では、上述した通り、画素ごとにＢ
モード画像の画素値とパワードプラ画像の画素値とを比
較し、その高いほうの値を選択することで、Ｂモード画
像とパワードプラ画像とを部分的に合成する。この合成
した画像では、パワードプラ画像部分とＢモード画像部
分とが滑らかにつながる。これが従来の合成方法と決定
的な相違である。このつながりをより滑らかにするため
には、表示カラーマップとしては、Ｂモード表示用のグ
レースケールを使用するのが好ましいと考えられる。こ
のようにスレッショルドを使わないでパワードプラ画像
とＢモード画像とを部分的に合成するので、分解能の劣
化は原理的に解消され得る。さらに、アンサンブル数を
少なくしたことでパワードプラ画像部分にクラッタが残
留するが、このクラッタは、Ｂモード画像部分の組織像
と滑らかにつながるので、血流像を邪魔するアーチファ
クトではなく、組織像として有効に活用することができ
る。上述したように、パワードプラ画像のクラッタは、
Ｂモード画像と、本質的に同じ情報である。クラッタ
は、パワードプラ画像の中では、ノイズ（アーチファク
ト）として認識されてしまうが、Ｂモード画像と合成す
ることで、ノイズではなく、意味のある情報として活か
される。仮に、ある画素において、パワードプラ画像の
クラッタの階調レベルが、Ｂモードの階調レベルよりも
高くて、その画素としてクラッタが選択されたとして
も、それは組織像として認識することができる。従来、
カラードプラ及びパワードプラでは、以下にしてクラッ
タを除去するかということを最大の課題として様々な技
法が試みられてきたが、本発明では、クラッタの残留そ
れ自体が問題にはならず、逆に有効に活用できることに
なる。また、従来では、フィルタでクラッタを十分除去
するために、そのカットオフ周波数を比較的高く設定し
ていて、そのために低速の血流成分がクラッタとともに
除去される問題があったが、本発明では、クラッタを除
去する必要が無いので、低速の血流に対する感度が向上
する。

【００２３】図２（ａ），図２（ｂ），図２（ｃ）に実
際の画像例を示している。図２（ａ）にパワードプラ画
像、図２（ｂ）にＢモード画像、図２（ｃ）に合成画像
をそれぞれ示している。パワードプラ画像には、血流像
とともに、クラッタ（組織像）が含まれている。このク
ラッタは、合成画像では、Ｂモード画像部分の組織像と
つながり、アーチファクトではなく、組織像として認識
され得る。

【００２４】なお、本発明では、組織が非常に高い輝度
を示すとき、その高輝度の組織の中に血流が埋もれて隠
れて見え難くなってしまうことが想定されるが、本法は
本来的にコントラストエコー、つまり超音波造影剤の使
用環境下での適用を想定したものであり、この場合、血
流エコーが強く、しかも血流がチラチラと時間変動を伴
って見えることから、血流像を組織像と容易に識別する
ことができる。なお、このためには、パーシスタンス等
のフレーム方向（時間軸方向）の画像処理は行わないこ
とが好ましい。

【００２５】図３に本発明の好ましい実施形態に係る超
音波診断装置のブロック図を示す。超音波プローブ１
は、１次元又は２次元に配列された複数の振動子を備え
ている。送信回路２は、各振動子に駆動信号（高周波の
電圧パルス）を供給する。それにより超音波プローブ１
から超音波パルスが送信される。送信回路２は、後述す
る所定のパルスシーケンスに従って駆動信号を発生す
る。それにより所定のパルスシーケンスでスキャンオペ
レーションが行われる。受信回路３は、プローブ１を介
して被検体から返ってきたエコー信号を受信し、整相加
算処理を行った後、高周波信号からＩ，Ｑの直交信号に
変換する。ＩＱ信号は、２系統の増幅器１３ａ，１３ｂ
を介してＢモード処理ユニット４とパワードプラ処理ユ
ニット５に供給される。増幅器１３ａはＢモード処理ユ
ニット４の入力段に設けられ、また増幅器１３ｂはパワ
ードプラ処理ユニット５の入力段に設けられる。このよ
うに増幅器１３ａ，１３ｂを処理ユニット４、５に対し
てそれぞれ個別に設けたことにより、Ｂモード処理に関
するゲインと、パワードプラ処理に関するゲインとを、
ゲインコントローラ１５により個別に設定することがで
きる。

【００２６】Ｂモード処理ユニット４は、Ｂモード画像
を発生するために、エコーフィルタ４ａ、検波回路４
ｂ、対数圧縮回路（ＬＯＧ）４ｃを備えている。Ｂモー
ド画像としては、送信パルス周波数と同じ基本波の成分
を使って生成する方法と、基本波の２倍の周波数成分
（２次高調波成分）を使って生成するいわゆるハーモニ
ック法とがある。本実施形態としては、後者のハーモニ
ック法でＢモード画像を生成するものとする。

【００２７】超音波の各ビームは、ディジタルスキャン
コンバータ（ＤＳＣ）６ａでＴＶに表示できる直交座標
に変換される。一方、ＩＱ信号はカラードプラ処理ユニ
ット５にも入力され、一度、コーナーターニングバッフ
ァ５ａ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５ｂに送られる。ウォールフィ
ルタ５ａは、ハイパス特性を備えており、静止した組織
からのクラッタを除去し、また動いている組織からのク
ラッタを低減する。なお、ここではウォールフィルタ５
ａとしては、クラッタの平均周波数を求めて、その値に
よってフィルタ係数を適応的に変化させる方式を採用し
ている。

【００２８】平均化／対数圧縮回路５ｃは、ウォールフ
ィルタ５ａの出力信号列のパワーを平均し、その平均信
号を対数圧縮する。この出力信号は、ディジタルスキャ
ンコンバータ６ｂで直交座標に変換される。Ｂモード系
のＤＳＣ６ａから出力されるＢモード画像と、パワード
プラ系のＤＳＣ６ｂから出力されるパワードプラ画像と
は、画像合成ユニット７で部分的に合成され、そして後
処理部９を介してディスプレイ８に送られ、濃淡画像と
して表示される。後処理部９は、ルックアップテーブル
を使って入力信号をＲＧＢ信号に変換する。ルックアッ
プテーブルを使い分ける、又はルックアップテーブルの
パラメータを切り替えることで、入出力変換特性を変更
して、表示ダイナミックレンジを変更する、表示ゲイン
を変更する、特定の階調を強調する、階調を反転する等
の様々な処理を調整することができる。

【００２９】画像合成ユニット７は、画素ごとにＢモー
ド画像の画素値とパワードプラ画像の画素値とを比較
し、その高いほうの値を当該画素の値として選択する機
能を備えるものである。画像合成ユニット７は、後処理
を受けた画素値どうしで比較する必要がある。そのため
画像合成ユニット７は、後処理部９と同じ処理を行うダ
ミーの後処理部１０ａ，１０ｂを備えている。一方のダ
ミー後処理部１０ａはＢモード画像に対して後処理を行
い、他方のダミー後処理部１０ｂはパワードプラ画像に
対して後処理を行うために設けられている。このように
ダミーの後処理部１０ａ，１０ｂを２系統設けたこと
で、Ｂモードとパワードプラとで並列処理が可能にな
り、リアルタイム性を確保している。なお、上述したよ
うに後処理部９は変換特性が変更可能であるが、これと
同様に、ダミーの後処理部１０ａ，１０ｂも変換特性が
可変である。後処理部９の変換特性に合わせて、ダミー
の後処理部１０ａ，１０ｂの変換特性も変更するため
に、後処理制御部１４が設けられている。これにより比
較回路１１において、実際の表示階調に従って、Ｂモー
ド画像の画素値とパワードプラ画像の画素値とを画素ご
とに比較することができる。この比較結果は、マルチプ
レクサ（ＭＵＸ）１２に出力される。マルチプレクサ１
２は、比較回路１１の比較結果に従って、Ｂモード画像
の画素値とパワードプラ画像の画素値とを画素ごとに選
択的に出力する。なお、後処理部９、ダミーの後処理部
１０ａ，１０ｂ、比較回路１１、マルチプレクサ１２、
後処理制御部１４は、ＲＡＭ又はＲＯＭで実装するよう
にしてもよい。

【００３０】次に、本実施形態の特徴的な部分について
詳しく説明する。図４（ａ）にはＢモード単独で超音波
走査する場合の超音波パルスの送信波形を示し、図４
（ｂ）にはパワードプラモード単独で超音波走査する場
合の超音波パルスの送信波形を示している。Ｂモードで
は、典型的には、送信パルスの波数（バースト波数）は
２（又は１）に設定される。この場合、基本周波数をｆ
０とすると、波連長は２／ｆ０で与えられる。一方、パ
ワードプラモードでは、典型的には、バースト波数は４
に設定される。この場合、波連長は４／ｆ０で与えられ
る。なお、ＰＲＦはパルス繰り返し周波数を表してい
る。図４（ｃ）には、Ｂモードも兼ねた新規なパワード
プラモードによる超音波パルスの送信波形を示してお
り、送信回路２から発信する送信パルスの波数（バース
ト波数）は、Ｂモードの場合と同等の２（又は１）に設
定される。

【００３１】さらに、図５、図６に示すように、同一方
向への送信繰り返し回数、つまりアンサンブル数は、４
に設定される。つまり、各方向に超音波パルスがそれぞ
れ４回ずつ繰り返し送信される。このシーケンスでは、
Ｂモード専用のパルス送信は行わないで、パワードプラ
用の送信と兼用する。Ｂモード表示用に使える受信信号
は方向（走査線）ごとにそれぞれ４本ずつあるが、この
うちの１本だけを使う。これ以外に、検波回路４ｂ以前
の段階で、４本の受信信号を加算平均してもよい。こう
すると、Ｓ／Ｎが約６ｄＢ改善する。また、同じ方向の
４つの受信信号にそれぞれ異なるエコーフィルタをかけ
て、ＬＯＧ圧縮回路４ｃの後段で加算平均しても良い。
こうすると、スペックルが低減したＢモード画像が得ら
れる。

【００３２】なお、受信回路３の後段には、Ｂモード画
像のゲインと、パワードプラ画像のゲインとを別々に調
節可能なように２系統の増幅器１３ａ，１３ｂが設けら
れており、これによりＢモードの組織像の最高階調と、
パワードプラの血流像の最高階調とが、画像合成ユニッ
ト７の入力段階で略同等になるようにそれぞれのゲイン
を調整することができる。画像合成ユニット７では、上
述したように、Ｂモード系のＤＳＣ６ａからのＢモード
画像とパワードプラ系のＤＳＣ６ｂからのパワードプラ
画像の表示階調のうち大きい方を選択的に出力する。こ
の出力をディスプレイ８においてグレースケールで表示
する。合成後の画像が最適になるように、画像合成ユニ
ット７には、Ｂモード画像、パワードプラ画像それぞれ
に適切な階調変換処理を行うためのダミーの後処理部１
０ａ，１０ｂが設けられている。パワードプラ画像用の
階調変換カーブとしては、振幅の小さいノイズを抑え
て、中間階調を広げて、クラッタと思われる振幅の大き
い信号を飽和させるようなＳ字型のカーブが適当であ
る。

【００３３】なお、本方式を実施する場合は、パーシス
タンス等のフレーム方向の画像処理を行わないか、ごく
弱くすることが好ましい。これは、血流像が時間的に変
化して見える様子を強調又は維持するためである。

【００３４】本実施形態の効果的な使用方法は、超音波
造影剤を使用する方法（コントラストエコー法）であ
る。超音波造影剤はパワードプラの血流像の感度を向上
させる。Ｂモード単独で見た場合よりも、本実施形態に
よる方式の方が血流描出感度が向上する。しかも、血流
の空間分解能はＢモードとほぼ同等である。血流の描出
感度が向上しているので、Ｂモード単独で見ていた場合
よりも、ＭＩ値を下げる、好ましくは０．３以下に落と
すことができる。これにより、バブルから構成されてい
る超音波造影剤の崩壊を少なくすることができ、超音波
造影剤の持続時間を長くすることができる。

【００３５】ＭＩ値を高くした場合でも、従来のＢモー
ドのハーモニックイメージングに比べて優れている。高
ＭＩで連続スキャンをした場合に、造影剤のバブルの大
部分は崩れてしまって、Ｂモードのハーモニックイメー
ジングで映像化することは困難であるが、本発明ではド
プラ法を使用するために、残っている造影剤を交換度に
映像化することが可能である。

【００３６】造影剤使用時に、本実施形態の方法で映像
化を行う利点は、血流をリアルタイムで高分解能に表示
できる点にある。従来のハーモニック法やパルスインバ
ージョン法では、組織由来の高調波成分と血流由来の高
調波成分とを同一情報として表示するために、血流が非
常に見え難いという問題があった。しかし、本実施形態
の方法では、血流像と組織像とを画素ごとに選択して、
部分的に合成するので、両画像のバランスを容易に調整
することができる。従って必要に応じて血流像を組織像
に対して強調することが容易に可能である。つまり、Ｂ
モードのゲインをドプラゲインよりも非常に低くした場
合は、血流を最大の感度で観察することができる。ま
た、本実施形態の方法では、パワードプラ像には血流像
と共にクラッタ像が混入しているが、クラッタは組織に
由来するもので、従ってＢモード像と滑らかにつながっ
て消える。また、本実施形態の方法にフラッシュエコー
法を併用することにより、パヒュージョンをさらに高い
感度で映像化することができる。

【００３７】従来、組織内血流（パヒュージョン）を観
察するには、高いＭＩ値の超音波パルスを間欠的に送信
して、バブルを壊すことで行ってきた。これは、パヒュ
ージョンを映像化するためには感度が足りないために、
パルスを壊して強い超音波エコーを得るためである。し
かし、本方式を使用すれば、低いＭＩ値による連続送信
でパヒュージョンを映像化することが可能となる。以
下、コントラストエコー時における本実施形態の動作を
説明する。

【００３８】エコーフィルタ４ａの入力信号の周波数特
性は、図７に示すように、基本波成分と、超音波造影剤
（マイクロバブル）からの反射and/or非線形伝播による
２次高調波成分とを主成分としている。エコーフィルタ
４ａにより、主に２次高調波だけが抽出される。ここで
は、フィルタ法におけるハーモニックＢモード画像の作
成方法について説明しているが、極性の異なる２つのパ
ルスから２次高調波を抽出するパルスインバージョン法
も公知であり、ここで使用することができる。図７の信
号はパワードプラ処理ユニット５にも入力される。

【００３９】図８はドプラ周波数特性である。ここで注
目する点は、１波駆動の距離方向に広帯域な信号がパワ
ードプラ処理ユニット５にも入力されるために、基本波
のクラッタ、２次高調波のクラッタ、基本波もしくは２
次高調波の血流が図８のように分布する点である。

【００４０】従来の４〜８波の送信駆動では、狭帯域な
ために、原理的に基本波のドプラ成分しか現れない。こ
こで、基本波のクラッタはある程度低減できるフィルタ
特性をウォールフィルタ５ｂに与える。するとフィルタ
５ｂを通過する信号は、基本波のクラッタの漏れと、２
次高調波のクラッタの一部と、基本波の血流と、２次高
調波の血流とである。すなわち、従来のハーモニックパ
ワードプラ法が２次高調波の血流だけを出力していたの
に比べて、基本波の血流成分も通過するので、血流描出
感度は向上する。基本波、２次高調波のクラッタの漏れ
は、前述のＢモード画像との合成により有効に活用され
得る。なお、この説明は、パルスインバージョンを行わ
ない方法で行ったが、パルスインバージョンドプラ法も
公知であり、パルスインバージョンドプラ法で行った場
合も同様な効果が得られる。

【００４１】本実施形態による方法で、超音波造影剤を
用いない場合でも心臓血流や頸動脈、門脈、肝静脈とい
った太い血管内の血流や流速の速い血流は描出可能であ
る。このような血流動態と組織像を高分解能で表示する
ことが可能である。

【００４２】以下に、本実施形態の作用効果についてま
とめる。 （１）パワードプラの送信条件をＢモードと同等、具体
的にはパワードプラ用の送信パルスはバースト波形（パ
ルス列）であるが、このバースト波数を、従来の４乃至
８波より少ないＢモードと同等の１又は２波に設定す
る。これにより、パワードプラに、Ｂモードと本質的に
同等の距離分解能を与えることを可能とする。例えば、
ウォールフィルタ５ｂをスルーにすれば、パワードプラ
画像とＢモード画像は同一の情報を持つこととなる。こ
の事象は、後述する画像の合成方法と密接な関係があ
る。

【００４３】（２）パワードプラのアンサンブル数、つ
まり同一方向に繰り返し送受信する回数を、２−１０の
いずれか、好ましくは２−６のいずれか、更に好ましく
は４に設定する。従来のパワードプラのアンサンブル数
は８−２０のいずれか、典型的には１６に設定される。
アンサンブル数が少ないと、ウォールフィルタ５ｂでク
ラッタが十分に除去できない。しかし、本実施形態では
アンサンブル数を４程度に小さく設定するので、クラッ
タを除去しきれないが、そもそもクラッタは動く組織を
発生源とするもので、つまりは、このクラッタのパワー
はＢモードと同等の組織情報を表している。このクラッ
タは、パワードプラ画像をＢモード画像と部分的に合成
することで、Ｂモード画像部分の組織像とつながって組
織情報として活用することができる。このようにアンサ
ンブル数を４程度にすることで、従来のパワードプラ法
に比べて、２倍以上のフレームレート（時間分解能）の
向上が図れる。

【００４４】（３）Ｂモード専用の送受信は行わずに、
パワードプラのために送信した超音波パルスの受信信号
をＢモード画像生成のために使用する、具体的にはスキ
ャンで得た受信信号を、Ｂモード画像生成とパワードッ
プラ画像生成とで兼用（共用）する。つまり、パワード
プラの送信条件がＢモードと全く同一でよいのなら、Ｂ
モード用に超音波をパワードプラと別個に送信する必要
がなくなる。このようにスキャンをＢモードとパワード
プラとで兼用する場合、パワードプラのために収集した
方向が同じ４つ（アンサンブル数が４）の受信信号のい
ずれかを使ってＢモード画像を生成してもよいし、又は
検波前に４つの受信信号を加算平均してその出力に基づ
いてＢモード画像を生成すれば、Ｓ／Ｎを向上すること
ができるし、若しくは受信フィルタ特性を変えて検波後
に加算平均すれぱスペックル除去効果を得ることができ
る。

【００４５】（４）直交座標変換を行い、かつ後処理と
同等の処理（ダミー後処理）を施したＢモード画像とパ
ワードプラ画像とを、画素ごとに階調が大きい方を選択
して部分的に合成する。このような合成法によれば、従
来のスレッショルド法による合成に起因する問題を解決
することができる。この理由は上述したとおりである。

【００４６】以上のようにパワードプラのクラッタの起
源はＢモード組織像と同一のものである。パワードプラ
画像として表示されるとクラッタ（ノイズ）となるが、
Ｂモード画像と合成することで、パワードプラのクラッ
タの方がＢモード画像よりも階調が高くて合成後に残留
したとしても、それは組織像として認識することができ
るのである。従来、カラードプラ法やパワードプラ法で
はいかにしてクラッタを除去するかが最大の問題であっ
た。しかし、本実施形態により、クラッタの発生が大き
な問題ではなくなった点を強調したい。従来は、クラッ
タを除去するために、低流速の血流も除去してしまった
が、本実施形態ではクラッタを完全に除去する必要がな
いので、低流速の血流感度が向上する効果も達成され得
る。

【００４７】（変形例）上述の説明では、Ｂモードとパ
ワードプラで、送信パルスを兼用したが、Ｂモードの高
分解能とパワードプラの感度を両立させるために、Ｂモ
ードでは１波駆動、パワードプラでは２波駆動というよ
うに、別の送信パルスを使用しても良い。

【００４８】また、画像合成方法として、Ｂモード画像
とパワードプラ画像とで画素ごとに階調の高い方を選択
的に出力する方法を説明したが、これ以外に、加算する
方法もある。画像合成方法として重要なことは、Ｂモー
ド画像とパワードプラ画像で処理を区別しないことであ
る。

【００４９】さらに、加算するＢモード画像、パワード
プラ画像は、座標変換後として説明したが、座標変換前
に同様な合成論理により合成し、その後に座標変換を行
っても良い。こうすることで、表示系に関わる回路規模
を小さくすることができる。

【００５０】以上のように本発明によれば、バースト波
数をＢモード画像と同一又は略同一に短縮することで、
距離分解能が向上する。また、アンサンブル数、つまり
同一方向に超音波パルスを送受する回数を２乃至６に少
なくすることで、時間分解能が向上する。このように距
離分解能及び時間分解能の向上を図ると、クラッタが増
大するものであるが、Ｂモード画像とパワードプラ画像
とを階調の大小に従って部分的に合成することにより、
そもそも組織エコーであるクラッタを、Ｂモードの組織
像の中に埋め込んでＢモードと共に組織構造を表す有用
な情報として活用し、実質的にノイズとしての側面を解
消することができる。また、血流とクラッタ（組織）と
を合成すると、両者の識別が困難になるおそれがある
が、血流は、クラッタに比べて動きが速く、しかも時間
分解能が向上することもあって、フリッカー効果（チラ
チラ感）が増し、それが少ないクラッタとの識別性は十
分確保され得るものである。

【００５１】本発明は、上述した実施形態に限定される
ものではなく、実施段階ではその要旨を逸脱しない範囲
で種々変形して実施することが可能である。さらに、上
記実施形態には種々の段階が含まれており、開示される
複数の構成要件における適宜な組み合わせにより種々の
発明が抽出され得る。例えば、実施形態に示される全構
成要件から幾つかの構成要件が削除されてもよい。

【００５２】

【発明の効果】本発明によれば、パワードプラにおい
て、距離分解能の向上、感度の向上、クラッタ除去効果
の向上、およびフレームレートの向上を図ることができ
る。

【図面の簡単な説明】

【図１】図１は、従来において、スレッシュドテクニッ
クを使って画像を合成する場合の問題点を示す図。

【図２】（ａ）は、本発明において、ディスプレイ上に
単独で表示したパワードプラ画像の一例を示す中間調画
像、（ｂ）は、本発明において、ディスプレイ上に単独
で表示したＢモード画像の一例を示す中間調画像、
（ｃ）は、本発明において、ディスプレイ上に表示した
パワードプラ画像とＢモード画像との合成画像の一例を
示す中間調画像。

【図３】本発明の実施形態による超音波診断装置の構成
を示すブロック図。

【図４】（ａ）は、本実施形態において、Ｂモード単独
のスキャンオペレーションによる超音波パルスの送信波
形を示す図、（ｂ）は、本実施形態において、パワード
プラモード単独のスキャンオペレーションによる超音波
パルスの送信波形を示す図、（ｃ）は、本実施形態にお
いて、Ｂモードとパワードプラモードとを混成した新規
なスキャンオペレーションによる超音波パルスの送信波
形を示す図。

【図５】超音波走査線の一例を示す図。

【図６】本実施形態による走査手順を示す図。

【図７】図３の受信回路の出力信号の距離方向に関する
周波数特性を示す図。

【図８】図３の受信回路の出力信号のドプラ周波数特性
を示す図。

【符号の説明】

１…超音波プローブ、 ２…送信回路、 ３…受信回路、 ４…Ｂモード処理ユニット、 ４ａ…エコーフィルタ、 ４ｂ…検波回路、 ４ｃ…対数圧縮回路（ＬＯＧ）、 ５…パワードプラ処理ユニット、 ５ａ…コーナーターニングバッファ、 ５ｂ…ウォールフィルタ、 ５ｃ…平均化／対数圧縮回路、 ６ａ、６ｂ…ディジタルスキャンコンバータ（ＤＳ
Ｃ）、 ７…画像合成ユニット、 ８…ディスプレイ、 ９…後処理部、 １０ａ，１０ｂ…ダミーの後処理部、 １１…比較回路、 １２…マルチプレクサ、 １３ａ、１３ｂ…増幅器、 １４…後処理制御部。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 嶺 喜隆 栃木県大田原市下石上字東山1385番の１ 株式会社東芝那須工場内 Ｆターム(参考） 4C301 CC02 DD01 DD04 EE03 EE04 EE05 EE10 HH01 JB23 JB29 JB36 JB38 JC14 KK22 LL08 5B057 AA07 BA05 CA08 CA12 CA16 CB08 CB12 CB16 CE08 CH20 DB02 DB09 DC32 5C076 AA13 AA19 BA06

Claims (5)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 超音波プローブと、 前記超音波プローブを介して被検体を超音波で走査する
   送受信手段と、 前記送受信手段から出力される受信信号に基づいてＢモ
   ードデータを発生するＢモード処理手段と、 前記送受信手段から出力される受信信号であって、バー
   スト波数が前記Ｂモードデータと同一又は略同一であっ
   て、アンサンブル数が２〜１０の中のいずれかであると
   いう送信条件のもとで収集された受信信号に基づいてパ
   ワードプラデータを発生するパワードプラ処理手段と、 前記Ｂモードデータと前記パワードプラデータとを部分
   的に合成して、１フレームの合成画像データを発生する
   合成手段とを具備したことを特徴とする超音波診断装
   置。
2. 【請求項２】 超音波プローブと、 バースト波数が１又は２であって、アンサンブル数が２
   〜１０の中のいずれかであるという条件のもとで被検体
   に対して前記超音波プローブを介して超音波を送受信す
   る送受信手段と、 前記送受信手段から出力される受信信号に基づいて、Ｂ
   モードデータとパワードプラデータとを発生する手段
   と、 前記Ｂモードデータと前記パワードプラデータとを部分
   的に合成して、１フレームの合成画像データを発生する
   合成手段とを具備したことを特徴とする超音波診断装
   置。
3. 【請求項３】 超音波プローブと、 前記超音波プローブを介して被検体に対して超音波を送
   受信する送受信手段と、 前記送受信手段から出力される受信信号に基づいてＢモ
   ードデータを発生するＢモード処理手段と、 前記送受信手段から出力される受信信号に基づいてパワ
   ードプラデータを発生するパワードプラ処理手段と、 前記Ｂモードデータと前記パワードプラデータとを部分
   的に合成して、１フレームの合成画像データを発生する
   ものであって、前記Ｂモードデータの画素値と前記パワ
   ードプラデータの画素値とを画素ごとに比較する比較手
   段と、前記比較手段の出力に基づいて前記Ｂモードデー
   タの画素値と前記パワードプラデータの画素値との高い
   方を画素ごとに選択する選択手段とを有する合成手段と
   を具備したことを特徴とする超音波診断装置。
4. 【請求項４】 前記合成画像データをグレースケールで
   表示する表示器を更に備えることを特徴とする請求項１
   乃至３のいずれか一項記載の超音波診断装置。
5. 【請求項５】 前記合成画像データに対して後処理を施
   す後処理手段を更に備え、 前記合成手段は、前記後処理手段の後処理と同一又は略
   同一のダミー後処理を前記Ｂモードデータと前記パワー
   ドプラデータとに対して施す信号変換手段と、前記信号
   変換手段により処理されたＢモードデータの画素値とパ
   ワードプラデータの画素値とを画素ごとに比較する比較
   手段と、前記比較手段の出力に基づいて前記Ｂモードデ
   ータの画素値と前記パワードプラデータの画素値との高
   い方の値を画素ごとに選択する選択手段とを有すること
   を特徴とする請求項１又は２記載の超音波診断装置。