JP2003061958A

JP2003061958A - 超音波診断装置

Info

Publication number: JP2003061958A
Application number: JP2002173177A
Authority: JP
Inventors: Eiichi Shiki; 栄一志岐
Original assignee: Toshiba Corp; Toshiba Medical Systems Corp
Current assignee: Toshiba Corp; Canon Medical Systems Corp
Priority date: 2001-06-15
Filing date: 2002-06-13
Publication date: 2003-03-04

Abstract

(57)【要約】【課題】血管の拍動性を簡便に且つ効果的に表示する超
音波診断装置を提供する。【解決手段】超音波診断装置は、超音波プローブ１、送
信部２（送信パルス発生器２１、送信ビームフォーマ２
２）、受信部３（プリアンプ３１、受信ビームフォーマ
３２）、ＣＦＭ処理部４（動き要素信号抽出器４１、補
正速度演算器４２）、断層像処理部５、及び表示部６を
備え、被検体内に超音波パルスを送受信しながら所定の
断面をスキャンし、このスキャンで得られる画像を表示
する。この際、補正速度演算器４２は、受信信号から被
検体内の運動体の拍動の特徴を示す速度（運動体の速
度）を演算する演算器４３と、代表的な速度（基準速
度）を演算する演算器４４と、運動体の速度を基準速度
を用いて補正する補正器４５とを備え、その補正された
速度データを表示部６上で表示する。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、被検体内の血流の
動態、特に血流の拍動性を効果的に表示する超音波診断
装置に関する。また、本発明は、被検体内の血流の拍動
性を３次元的に表示する超音波診断装置に関する。

【０００２】

【従来の技術】超音波診断装置には、通常、断層像を表
示するＢモード等の断層像モードのほか、血流像を表示
するＣＦＭ（Color Flow Mapping）モード等の超音波診
断で用いる画像表示に関する種々のモードが知られてい
る。

【０００３】こういったモードの内、ＣＦＭは、血流情
報を２次元的にリアルタイムに表示するものである。こ
の場合の血流情報は、一般的には超音波プローブ側に近
づく流れが赤色、その逆に超音波プローブ側から遠ざか
る流れが青色でそれぞれモニタ上で視認可能に表示され
る。

【０００４】このようなＣＦＭの表示を行うための原理
及び処理内容の概要を説明する。まず、超音波診断装置
において、従来広く知られているように、診断対象の被
検体内の同一場所（方向）を複数回（Ｎ回）、超音波走
査することにより時系列のエコー信号を得て、その時系
列のエコー信号からドプラ法に基いて所望の深さ位置で
の血流速度又は血流の散乱パワーを検出する。すなわ
ち、ドプラ信号は、被検体内の同一場所を所定時間間隔
で走査することにより得られる血球からの反射信号（血
流信号）の単位時間内での位相シフト量として得られ
る。こうして得られたドプラ信号が血流速度又は血流の
散乱パワーに換算される。

【０００５】さらに詳細に説明すると、各回の超音波走
査に伴うエコー信号から、ミキサ及びＬＰＦ（Low Pass
Filter）にて直交位相検波を行うことにより、ドプラ
信号がＩ（In-Phase）信号およびＱ（Quadrature-Phas
e）信号として抽出される。

【０００６】ここで抽出されたドプラ信号には、血球の
ように移動している物体（運動体）からの反射波と、血
管壁や臓器実質のように殆ど移動していない固定物体か
らの反射波（クラッタ信号）とが混在して含まれる。こ
の内、運動体からの反射波では、ドプラシフトが生じる
のに対し、固定物体からの反射波では、その反射強度が
強く支配的であるものの、ドプラシフトが殆ど生じない
といった特徴をもつ。

【０００７】従って、このようなドプラシフト量の差を
利用して、ＭＴＩ（Moving TargetIndicator）フィルタ
により固定物体からの反射波を反映したクラッタ成分を
除去すれば、血流ドプラ信号を効率よく抽出できる。そ
して、この血流ドプラ信号、すなわち各深さ位置のＮ個
のドプラデータｘ_ｉ（Ｉ信号）及びｙ_ｉ（Ｑ信号）（ｉ
＝１、２、…、Ｎ）を用いて周波数解析を行うことによ
り、そのスペクトルの平均値（ドプラ周波数）、分散
値、あるいは血球からの反射強度（パワー）が算出され
る。

【０００８】ここで用いる周波数解析には、通常、自己
相関法が採用される。この自己相関法を用いた周波数解
析の例を説明する。上述したように、ＭＴＩフィルタに
よるクラッタ成分除去で得られる血流ドプラ信号は、Ｎ
個のドプラデータｘ_ｉ及びｙ _ｉで構成される複素数ｚｉ
であり、これは、

【数１】の式で表すことができる。この式において、ａ_ｉは振
幅、ｆ_ｄはドプラ周波数、Ｔ_ｒｎは、超音波パルスの任
意走査線方向への送信間隔、φは初期位相をそれぞれ示
す。この内、ドプラ周波数ｆ_ｄは、説明の都合上、Ｎ個
のドプラデータ間で一定値としているが、一般性を失う
ものではない。

【０００９】上記（１）式において、複素数ｚ_ｉの単位
時間当りの位相回転がドプラ周波数ｆ_ｄとなる。そこ
で、Ｎ個のドプラデータの平均的な複素自己相関関数
を、

【数２】Ｚ＝Ｘ＋ｊＹ＝Ａ・ｅｘｐ［ｊη］ ……（２）とすると、

【数３】となる。このため、ドプラ周波数ｆ_ｄは、

【数４】の式で表される。

【００１０】このドプラ周波数ｆ_ｄを用いると、

【数５】の式から、ドプラ速度Ｖ_ｄを換算することができる。こ
の（５）式において、ｃは音速、ｆ_Ｍはミキサの基準信
号周波数、θは超音波ビームと血流との成す角度（以
下、「ドプラ角度」と呼ぶ）をそれぞれ示す。

【００１１】ここで、ＣＦＭの場合には、その画像を構
成する空間上の各位置毎に異なるドプラ角度を各位置毎
に求めるのは困難であるため、上記（５）式中のドプラ
角度補正が省略される。すなわち、ＣＦＭでは、

【数６】Ｖ_ｄ＝ｆ_ｄ・ｃ／（２ｆ_Ｍ） ……（６）の式で得られるドプラ速度Ｖ_ｄの値がカラー表示され
る。このため、ドプラ角度の大きいところでは、本来の
流速値よりも小さくなり、遅い速度で表示される（この
ことを「角度依存性」があると言う）。

【００１２】このようにして得られる血流速度は、モニ
タ上では、通常、Ｂモードで得られる断層像を背景にし
て２次元的に表示される。

【００１３】また、近年では超音波診断装置の３次元画
像表示が盛んに研究・開発され、血流の３次元パワー画
像も表示可能となってきた。この場合、３次元データの
収集は、例えば振動子が１次元配列された電子スキャン
プローブを用いたハンドスキャンで行われる。このハン
ドスキャンは、振動子の配列方向に電子スキャンさせな
がら、プローブを把持する操作者の手を動かしてそのプ
ローブを振動子の配列方向と直交する方向に移動させる
ものである。

【００１４】

【発明が解決しようとする課題】しかし、現状のＣＦＭ
モードの表示では、次のような問題があった。

【００１５】まず、近年では各種診断法の進歩に伴い、
血管を動脈、門脈、静脈というように簡便で有効に見分
けることが可能な表示が求められている。特に、超音波
を用いて血管を上記のように見分けるには、血流の拍動
性を見るのがよいと考えられる。

【００１６】従来、こういった血管の拍動性を調べる方
法としては、１つにパルサティリティー・インデックス
ＰＩ（Pulsatility Index）と呼ばれる表示法が知られ
ている。このＰＩは、一心拍中の血流速度の変化の程度
を定量化したインデックスで、血管の末梢循環抵抗を反
映するため、産科での胎児の発育不全の早期発見や、腹
部領域での腫瘍の鑑別診断に有効とされている（特開平
５−３１７３１１号公報）。

【００１７】その他の方法としては、例えば血管の拍動
性を検査する際、血流の加速度の定量性をＣＦＭ法によ
る二次元カラーフローマップ情報又は三次元表示情報に
加えるため、フレームメモリに書き込まれた時系列に隣
接する２つのフレームの血流速度データから血流の加速
度を演算し表示する方法（特許第２７６８９５９号公
報）や、エコー源の移動速度の拍動強度を表す画像を撮
像する超音波撮像方法および装置を実現するため、受信
したエコーのドップラシフトに基づきエコー源の移動速
度を検出し、その移動速度の現在の時相における値およ
び過去の時相における値を用いた演算により移動速度の
拍動の強度を検出し、その検出した拍動の強度を表す画
像を生成する方法（特開２０００−１５２９３５号公
報）等も既に提案されている。しかし、未だ実用的に使
用されるに至っていない。

【００１８】また、現状のＣＦＭモードでは、パワー表
示の場合には、血流の拍動性を明瞭に表すことが困難で
ある。また、速度表示の場合でも、速度値を示す色が時
間的に変化していれば拍動性、それが変化していなけれ
ば非拍動性というように見分けられると考えられるが、
実際には注視していても判別が難しい場合が多く、実用
的ではない。いずれの表示であっても、血流の拍動性を
もっと簡便に分かる表示が必要である。

【００１９】特に、末梢では流速が遅いため、動脈であ
っても拍動の変化量が小さくなり、速度表示で動脈と静
脈を区別することは非常に困難である。また、速度表示
には、上述したように角度依存性の問題があるため、ド
プラ角度が大きいところでは本来の流速値に比べて検出
される流速値が小さくなり、末梢同様に、拍動性を検出
するのは非常に困難である。

【００２０】一方、上述した３次元表示においても、単
なる血管の表示から更に進んで、動脈、門脈、静脈とい
うように血管の種別をつけた表示が求められている。こ
こでも、血流の拍動性を元に表示するのがよいと考えら
れるが、拍動性を３次元的に表示するのに適した超音波
診断装置が必要である。

【００２１】本発明は、上述した従来技術の問題に着目
してなされたもので、血管の拍動性を簡便に且つ効果的
に表示する超音波診断装置を提供することを目的とす
る。

【００２２】また、本発明は、血管の拍動性を３次元的
に表示するのに適した超音波診断装置を提供することを
目的とする。

【００２３】

【課題を解決するための手段】上記目的を達成するた
め、本発明に係る超音波診断装置は、被検体内に超音波
パルスを送受信しながら所定のスキャンを行なうスキャ
ン手段と、このスキャン手段によるスキャンで得られる
受信信号から前記被検体内の速度を順次求める手段と、
所定期間中に得られる複数の前記速度から基準速度を求
め、前記運動体の速度それぞれを前記基準速度を用いて
補正する処理手段と、この処理手段で求めたデータを、
前記所定期間中に複数回更新するように表示する表示手
段とを備えたことを基本的な特徴とする。

【００２４】本発明において、前記処理手段は、前記受
信手段から動き要素の信号を抽出する抽出手段を備える
ことが可能である。

【００２５】本発明において、被検体内の「運動体の速
度」（即ち、拍動の特徴を示す速度）には、例えば瞬時
速度が採用できる。また、「基準速度」（即ち、代表的
な速度）には、１）所定時間の速度における平均値又は
この平均値の絶対値、２）所定時間の速度における絶対
値の平均値、３）所定時間の速度のＲＭＳ値（Root Mea
n Square Value）、４）所定時間の速度又はこの速度の
絶対値に対してＦＩＲ（Finite Impulse Response）フ
ィルタ、ＩＩＲ（Infinite Impulse Response）フィル
タ、非線形フィルタを用いて演算した値又はその絶対
値、及び５）所定時間の速度におけるベクトル的な平均
値又はこの平均値の絶対値、の内の少なくとも１つを採
用できる。前記所定時間は、好ましくは、被検体の１心
拍、又は１心拍に相当する時間、或いは１心拍と同等の
効果が得られる時間である。

【００２６】本発明において、前記処理手段による補正
は、１）前記運動体の速度を前記基準速度で除算する手
段、及び２）前記運動体の速度を前記基準速度に対する
相対的な値に変換する手段の内の少なくとも１つを備え
ることができる。

【００２７】本発明において、前記処理手段は、より好
ましくは、前記速度の折り返りを補正する補正手段を備
える。本発明において、前記処理手段で求めたデータの
時間的変化を緩和する緩和手段をさらに備えることがで
きる。本発明において、前記スキャン手段は、１断面を
心拍動の駆出期に対応する時間の逆数で示される値以上
のフレーム数でスキャンする手段を備えることが望まし
い。

【００２８】本発明において、前記表示手段は、前記処
理手段で求めたデータの２次元画像を表示することがで
きる。

【００２９】本発明の別の側面に係る超音波診断装置
は、被検体内に超音波パルスを送受信しながら１断面を
１心拍分に相当する複数回スキャンしながら３次元的に
スキャンするスキャン手段と、前記スキャン手段による
３次元的なスキャンで得られる受信信号から前記被検体
内の運動体の速度を順次求める手段と、所定期間中に得
られる複数の前記速度から基準速度を求め、前記運動体
の速度それぞれを前記基準速度を用いて補正する処理手
段と、前記処理手段で求めたデータの少なくとも３次元
画像を、前記所定期間中に複数回更新するように表示す
る表示手段とを備えたことを特徴とする。

【００３０】本発明において３次元スキャンを行う場
合、前記スキャン手段には、２次元アレイ振動子を用い
た電子スキャンにより被検体を３次元的にスキャンする
手段が好適である。本発明において３次元スキャンを行
う場合、前記運動体の速度は、前記所定時間の最大速度
であることが好適である。本発明において被検体の拍動
性を得て、その情報の３次元画像を表示する場合、前記
運動体の拍動性を示す情報が心時相で変化しない情報で
あることが好適である。

【００３１】本発明において、前記断面の断層像を得る
手段を備え、前記表示手段は、前断層像と前記処理手段
で求めたデータとを同一モニタ上に表示することが可能
である。この場合、前記表示手段は、前記断層像に前記
処理手段で求めたデータの画像を重畳表示するとより効
果的である。また、本発明で３次元表示を行う場合、前
記断層像が３次元画像であってもよい。本発明におい
て、前記処理手段で求めたデータの画像をカラーで表示
すると効果的である。

【００３２】本発明において、前記処理手段で求めたデ
ータと前記運動体からの散乱エコーのパワーとを組み合
わせた情報を表示することも可能である。本発明におい
て、前記処理手段で求めたデータの大きさが前記代表的
な速度の近傍又はそれよりも小さい値に対してカラーバ
ーの色を低速を表す色とし、前記代表的な速度の近傍よ
りも大きくなるにつれて前記カラーバーの色を高速を表
す色とするように表示すれば、より効果的である。

【００３３】本発明において、前記処理手段で求めたデ
ータの画像と前記被検体の運動体からの散乱エコーのパ
ワー情報の画像とを混在させて表示すると更に効果的で
ある。前記処理手段で求めたデータと前記パワー情報と
を組み合わせた情報の画像と前記パワー情報の画像とを
混在させて表示することも可能である。この場合のカラ
ーバーは、前記処理手段で求めたデータのカラーバーと
前記パワー情報のカラーバーを同時に表示することが望
まれる。前記処理手段で求めたデータと前記パワー情報
とを組み合わせて表すカラーバーと前記パワー情報のカ
ラーバーを同時に表示してもよい。また、前記処理手段
で求めたデータのカラーバーの上限値、下限値を設定手
段を用いて適宜設定したり、前記処理手段で求めたデー
タのカラーバーの上限値、下限値、折返り速度などを表
示するとより効果的である。

【００３４】以上、本発明に係る超音波診断装置によれ
ば、スキャン手段により被検体内の同一方向に超音波パ
ルスを複数回送受信しながら画像化したい断面がスキャ
ンされる。そして、処理手段により、スキャン手段によ
るスキャンで得られる受信信号からその断面のサンプル
点毎に組織信号が除去され、これにより血流信号が得ら
れ、この血流信号から運動体の速度（即ち、拍動の特徴
を示す速度）と基準速度（即ち、代表的な速度）が求め
られ、運動体の速度が基準速度で補正される。そこで、
表示手段により、こうして得られたサンプル点毎のデー
タ、例えば２次元画像や３次元画像が表示される。

【００３５】これによれば、運動体の速度が基準速度で
補正されるため、末梢血管の様な速度の遅い血流の拍動
性も明瞭に示される。また、ドプラの角度依存性も解消
され、ドプラ角度が大きくても血流の拍動性が明瞭に示
される。このように補正されたデータが表示されるた
め、従来のＣＦＭのパワー画像や速度画像に比べ、拍動
性を簡便に且つ効果的に表示でき、動脈、門脈、静脈等
の視認性が向上し、診断能が向上する。

【００３６】特に、運動体の速度に瞬時速度を用いれ
ば、特に優れた拍動性表示が可能であり、拍動性の変化
をリアルタイム且つダイナミックに表示でき、これによ
り、拍動性の視認性を高めることができる。また、基準
速度には、所定時間の瞬時速度の平均値又はこの平均値
の絶対値、所定時間の瞬時速度の絶対値の平均値、所定
時間の瞬時速度のＲＭＳ値、所定時間の瞬時速度又はこ
の瞬時速度の絶対値に対してＦＩＲフィルタ、ＩＩＲフ
ィルタ、非線形フィルタを用いて演算した値又はその絶
対値、所定時間の瞬時速度のベクトル的な平均値又はこ
の平均値の絶対値等が好適である。

【００３７】さらに、所定時間は、１心拍又はそれに相
当する時間が好適で、それと同等の効果を得られる時間
であってもよい。また、補正としては割算が最も簡便で
効果的である。即ち、この割算により、末梢血管の様な
速度の遅い血流の拍動性も明瞭に示され、ドプラの角度
依存性も解消される。さらに、速度の折り返りを補正す
ることにより、本発明をより速い速度まで適用可能とな
り、非常に効果的となる。

【００３８】また、リアルタイム表示において、拍動性
の変化が早く見辛いと感じる場合は、時間的な変化を緩
和して表示することにより視認性を高めることができ
る。

【００３９】また、ある１断面を心拍動の駆出期に対応
する時間の逆数で示される値以上のフレーム数でスキャ
ンすることにより、駆出期を取りこぼしなく確実に捉え
られるため、拍動性を確実に表示でき、診断能が大幅に
向上する。これは、拍動性は、心臓のポンプ作用によっ
て起こるものであり、１心周期のうち、駆出期に最もそ
の特徴が現れ、即ち、静脈や門脈では１心周期を通して
血流速度がほぼ平坦であるのに対して、動脈では駆出期
に速度が急速に増加して減少し、その後、次の駆出期ま
で漸減するため、従って拍動性を検出するには駆出期を
確実に捉えることが必須であるためである。

【００４０】また、３次元の画像を得る場合には、スキ
ャン手段により、被検体内を３次元的にスキャンされ、
表示手段により、スキャンで得られたデータの３次元画
像が表示される。このとき、スキャン手段によるスキャ
ンが１断面を複数回スキャンしながら３次元スキャンが
行われることが必須である。これによれば、スキャンす
る各断面において運動体の速度や基準速度を得ることが
でき、補正されたデータを３次元的に得ることができ、
本発明における３次元画像を得ることができる。

【００４１】ここで、被検体内をスキャン手段により３
次元的にスキャンして被検体の血流の拍動性を示す情報
を得て、その情報の３次元画像を表示する場合、１断面
を複数回スキャンしながら３次元スキャンを行うことに
より、精度の高い拍動性の３次元画像を表示することが
でき、診断能が大きく向上する。

【００４２】本発明における３次元スキャンを有効に実
施するには、２次元アレイ振動子を用いた電子スキャン
により被検体を３次元的にスキャンする方法が最適であ
る。

【００４３】また、運動体の速度として、所定時間の最
大速度を用いれば、動脈等の拍動性の高い血管は高拍動
性の色、門脈や静脈等の拍動性の低い血管は低拍動性の
色で常に表示されるので、拍動性の特徴を最もよく表し
た心時相の画像を常に得ることができる。従って、上記
の３次元表示と組み合わせて用いるのが好適であり、３
次元画像を構成する際の基になる拍動性を表す２次元画
像を心時相で変化しない画像として容易に得ることがで
き、３次元の拍動性画像を容易に構成できる。一般に
は、被検体の血流の拍動性を示す情報を心時相で変化し
ない情報として得れば、３次元の拍動性画像をより容易
に構成できる。

【００４４】上記の２次元及び３次元の拍動性画像を表
示する場合には、断面の断層像を得る手段を同時に備
え、表示手段により断層像と処理手段で求めたデータの
画像とを同一モニタに表示すれば、血管の位置同定が容
易になり、視認性が更に向上した画像が得られ、診断能
が向上する。

【００４５】特に、表示手段は、断層像に処理手段で求
めたデータの画像を重畳表示すると効果的である。ま
た、３次元表示の場合には、断層像は２次元画像のみな
らず３次元画像であっても効果的である。本発明におい
て、拍動性画像をカラーで表示すれば、視認性が更に良
くなり、効果的である。本発明において、処理手段で求
めたデータと被検体内の運動体からの散乱パワーとを組
み合わせた情報をカラー画像として表示すれば、視覚的
効果を更に高めることができる。

【００４６】また、基準速度が種々の平均速度である場
合、処理手段で求めたデータの大きさが代表的な速度の
近傍であるときは、静脈や門脈では各心時相での値とほ
ぼ同じであり、動脈では駆出期以外の時相での値とほぼ
同じである。そこで、処理手段で求めたデータの大きさ
が基準速度の近傍及びそれより小さい値に対してはカラ
ーバーの色を低速を表す色とし、基準速度の近傍より大
きくなるにつれてカラーバーの色を高速を表す色にすれ
ば、非拍動性と拍動性の色を明瞭に使い分けることがで
き、拍動性の区別が容易になり、診断能が向上する。

【００４７】また、呼吸・拍動等により臓器が動いた場
合や、血管が末梢血管やドプラ角度が大きい血管である
様な場合に、一時的にあるいは心時相によっては血流信
号が検出できないことがあり、その結果、基準速度が求
まらずに運動体の速度を補正できない場合がある。即
ち、速度の補正はできないけれども運動体の速度（従っ
てその瞬間の血流信号）は検出できる場合が起こる。

【００４８】この様な場合は、処理手段で求めたデータ
の画像（拍動性を示す画像）は表示できないが、血流の
存在を示すパワー表示は可能である。従って、運動体の
速度を補正できた場合は、処理手段で求めたデータの画
像の表示を行ない、運動体の速度の補正はできないが血
流検出ができた場合は、パワー表示を行なう。即ち、処
理手段で求めたデータの画像とパワー画像を混在させて
表示する。

【００４９】この様にすることにより、検出された血管
は全て表示できることになり、かつ運動体の速度の補正
ができた血管は拍動性が表示でき、血管検出能が高い拍
動性表示が可能で、診断能が大きく向上する。この際、
拍動性画像とパワー画像をカラーで表示すれば、視認性
が向上して効果的であり、また、運動体の速度の補正が
できた部分に対して、処理手段で求めたデータと被検体
内の運動体からの散乱パワーとを組み合わせた情報をカ
ラー画像として表示すれば、視覚的効果を更に高めるこ
とができる。

【００５０】この場合のカラーバーは、拍動性を示すカ
ラーバーとパワーを示すカラーバーとを同時に表示する
ことが必要である。拍動性を示すカラーバーは、上記し
た表示法によれば拍動性の区別が容易になる。また、運
動体の速度の補正ができた部分に対して、処理手段で求
めたデータと被検体内の運動体からの散乱パワーとを組
み合わせた情報をカラー画像として表示する場合は、１
つのカラーバーの例えば縦方向に拍動性を示すカラー、
その横方向にパワーを示すカラーを組み合わせて用い
る。このカラーバーと、パワーのカラーバーとを同時に
表示することも可能である。

【００５１】また、これらのカラーバーと併せて、拍動
性を示すカラーバーの上限値と下限値を表示すれば、色
と拍動性の程度の関係が明示され拍動性の程度の認識が
より容易になり診断能が向上する。また、カラーバーの
上限値と下限値を設定する手段を用いて、これらの値を
適切な値に設定することにより、拍動性をより効果的に
表示でき、診断能が向上する。また、折返り速度を表示
すれば、速度レンジの設定を適切にでき、拍動性をより
効果的に検出でき、検出能が向上する。

【００５２】

【発明の実施の形態】以下、本発明に係る超音波診断装
置の実施の形態を添付図面を参照して具体的に説明す
る。

【００５３】第１実施形態最初に、本発明の第１実施形態に係る超音波診断装置を
図１〜図１４に基づいて説明する。

【００５４】図１は、本例の超音波診断装置の機能ブロ
ック図を示す。図１に示すように、本例の超音波診断装
置は、被検体の体表に当接させる超音波プローブ（以
下、単に「プローブ」と呼ぶ）１のほか、このプローブ
１に電気的に接続された送信部２及び受信部３と、この
うちの受信部３に電気的に接続されたＣＦＭ処理部４及
び断層像（Ｂモード）処理部５と、この両処理部４、５
に電気的に接続された表示部６とを備える。

【００５５】プローブ１は、超音波信号と電気信号との
間で双方向に信号変換する機能を有するもので、その一
例として、その先端部にリニア状に配置されたアレイ型
圧電振動子を有する。このアレイ型圧電振動子は、複数
の圧電素子を並列に配置し、その配置方向を走査方向と
するもので、複数の圧電振動子それぞれが送受信の各チ
ャンネル（送信チャンネル及び受信チャンネル）を成
す。

【００５６】送信部２は、図１に示すように、送信パル
スを発生する送信パルス発生器２１と、この送信パルス
発生器２１からの送信パルスを遅延制御すると共に駆動
パルス信号に変換してプローブ１の送信チャンネル毎の
振動子を励振させる送信ビームフォーマ２２とを備え、
これにより、プローブ１を駆動させてその各振動子を介
して被検体内に超音波パルスを送受信させる。

【００５７】受信部３は、図１に示すように、受信チャ
ンネル毎に割り当てられるプリアンプ３１と、このプリ
アンプ３１で受信した信号に対し受信遅延加算及び直交
位相検波を行う受信ビームフォーマ３２とを備え、これ
により、受信した信号を遅延加算することで送信時と同
一方向にビームフォーミングしたエコー信号を形成し、
そのエコー信号からＩ（In-Phase）信号およびＱ（Quad
rature-Phase）信号を生成する。

【００５８】ここで生成されるＩ信号およびＱ信号によ
り、ドプラ信号の方向分離、すなわち血流などの移動物
体がプローブ１側に近づいているか、それともプローブ
１側から遠ざかっているかの分離が可能となる。このＩ
信号およびＱ信号（以下、「ドプラ信号」と総称する）
は、ＣＦＭ処理部４及び断層像処理部５にそれぞれ送ら
れる。

【００５９】断層像処理部５は、超音波パルスの送受信
で得られる受信信号からＢモード断層像としての被検体
の断層像データを生成し、その断層像データを表示部６
に送る。

【００６０】ＣＦＭ処理部４は、図１に示すように、そ
の信号入力側から順に、機能上、動き要素信号抽出器４
１と、補正速度演算器４２とを備える。この内、補正速
度演算器４２は、図１に示すように、基本的には、被検
体内の運動体の速度としての拍動の特徴を示す速度を演
算する演算器（以下、「拍動の特徴を示す速度演算
器」）４３と、基準速度としての代表的な速度を演算す
る演算器（以下、「代表的な速度演算器」）４４と、両
演算器４３、４４の演算結果を元に拍動の特徴を示す速
度を代表的な速度を用いて補正する補正器４５とで構成
される。

【００６１】この構成により、ＣＦＭ処理部４は、動き
要素信号抽出器４１の処理によりクラッタ成分を除去し
て血流ドプラ信号を得た後、補正速度演算器４２の処理
により、その拍動の特徴を示す速度演算器４３にて本発
明に基づく運動体の速度としての拍動の特徴を示す速度
を演算すると共に代表的な速度演算器４４にて基準速度
としての代表的な速度とを演算し、補正器４５にて拍動
の特徴を示す速度を代表的な速度で補正して補正速度デ
ータを生成し、この補正速度データを表示部６に送る。

【００６２】表示部６は、例えば断層像処理部５からの
断層像データ上にＣＦＭ処理部４からのＣＦＭ血流補正
速度画像データを重畳すると共に補正速度の大きさを示
すカラーバー等を併記した状態の画像データを作成し、
その画像データをモニタ上に表示する。これにより、補
正速度データをマッピングして表示できるので、拍動性
を簡便に且つ効果的に表示することができ、動脈、門
脈、静脈等の血管を区別して表示でき、視認性が向上
し、診断能が向上するようになる。

【００６３】次に、本発明に関係する補正速度演算器４
２の具体例を詳述する。

【００６４】図２は、補正速度演算器４２の詳細な構成
例（図中の符号では補正速度演算器４２Ａ）を示す機能
ブロック図である。図２に示す例では、補正速度演算器
４２Ａは、機能上、前述した拍動の特徴を示す速度演算
器４３、代表的な速度演算器４４、及び補正器４５のほ
か、速度演算器４６、バッファメモリ４７、及び１心拍
時間設定器４８を備える。

【００６５】この構成によれば、動き要素信号抽出器４
１から出力される各ピクセル毎（以下、各ピクセル毎の
演算であるので、この記載は省略する）の血流ドプラ信
号は、補正速度演算器４２Ａに入力され、速度演算器４
６にてその血流ドプラ信号から速度データが演算され
る。ここで演算された速度データは、バッファメモリ４
７に一時格納される。

【００６６】このバッファメモリ４７には、速度データ
がそれぞれ１心拍またはそれに相当する時間（以下、
「１心拍時間」と略記する）分、格納される。そして、
速度演算器４６から新たな速度データが入力される度
に、バッファメモリ４７からは最も古いデータが棄却さ
れ、常に１心拍時間分の速度データを保持しながらリア
ルタイムでデータが更新されていく。

【００６７】これと同時に、拍動の特徴を示す速度演算
器４３により、バッファメモリ４７の１心拍時間分のデ
ータから指定された拍動の特徴を示す速度値が抽出され
るか、又は、関係する速度群から抽出して指定された拍
動の特徴を示す速度Ｖ_ｃｈａが演算され、その速度Ｖ
_ｃｈａが補正器４５に送られる。

【００６８】一方、代表的な速度演算器４４により、バ
ッファメモリ４７の１心拍時間分のデータから代表的な
速度Ｖ_ｒｅｐが演算され、その速度Ｖ_ｒｅｐが補正器４
５に送られる。

【００６９】そして、補正器４５により、拍動の特徴を
示す速度Ｖ_ｃｈａが代表的な速度Ｖ _ｒｅｐで補正され、
その補正速度Ｖ_ｃｍｐが得られる。この補正速度Ｖ
_ｃｍｐは、その補正の関数をＧとすると、

【数７】Ｖ_ｃｍｐ＝Ｇ（Ｖ_ｃｈａ、Ｖ_ｒｅｐ）の式で表現できる。ここで得られた補正速度Ｖ_ｃｍｐが
表示部６に出力される。

【００７０】このようにして、補正速度演算器４２で
は、代表的な速度Ｖ_ｒｅｐを１心拍時間で得るので、心
拍動の影響を受けにくい代表的な速度_ｒｅｐが得られ、
従って、拍動の特徴を示す速度_ｒｅｐの特性を的確に反
映した補正速度Ｖ_ｃｍｐを得ることができる。

【００７１】なお、本例においては、バッファメモリ４
７が新たな速度データが入力される度に更新されるのに
対応して、拍動の特徴を示す速度Ｖ_ｃｈａと、代表的な
速度Ｖ_ｒｅｐもそれぞれ新たな速度データが入力される
度に再計算されて更新され、従って補正速度Ｖ_ｃｍｐも
新たな速度データが入力される度に再計算されて更新さ
れる。従って、補正速度Ｖ_ｃｍｐは、リアルタイムで補
正速度演算器４２から出力され、これにより、リアルタ
イム性に優れた補正速度データが得られる。

【００７２】本例における１心拍時間は、１心拍時間設
定器４８により、バッファメモリ４７及び代表的な速度
演算器４４に対して設定される。具体的には、１心拍に
相当する時間Ｔ_ＨＲを、速度データのサンプリング時間
Ｔ_ＦＲ（速度データが更新されていく時間間隔、すなわ
ちフレーム数の逆数）で除することで、前記１心拍時間
のサンプル数Ｌが設定される。すなわち、このサンプル
数Ｌの算出式は、

【数８】Ｌ＝Ｔ_ＨＲ／Ｔ_ＦＲの式で示すことができる。

【００７３】ここで、１心拍に相当する時間Ｔ_ＨＲは、
図示しない心電同期回路で、被検体より得られた心電同
期信号に基づき１心拍の時間を測ることにより得られ、
この値が図示しないＣＰＵを介して１心拍時間設定器４
８に送られる。また、心電同期を用いない場合は、１心
拍とほぼ同等の時間がＣＰＵにより１心拍時間設定器４
８に設定される。このときの１心拍に相当する時間_ＨＲ
は、例えば約１秒である。

【００７４】なお、本例では、１心拍を用いて説明して
あるが、本発明はこれに限定されるものではなく、例え
ば複数心拍を用いてもよい。この場合、複数心拍では基
本的には１心拍の値が繰り返されるだけであり、拍動の
特徴を示す速度や代表的な速度は基本的に同じ値で、バ
ッファメモリ４７の容量が増大するだけであるので、で
きれば１心拍の方が好ましい。また、近似値として１心
周期よりも短い時間で平均を行うことも可能であり、こ
の場合にはバッファメモリ４７の容量を減らすことがで
きる。一般的に、１心拍の平均と同等の効果が得られる
時間であればよい。

【００７５】図３は、図２に示す補正速度演算器４２Ａ
の一例である補正速度演算器４２Ｂを示すブロック図で
ある。図３において、補正速度演算器４２Ｂには、前述
の拍動の特徴を示す速度演算器４３の例として瞬時速度
抽出器４３Ａ、前述の代表的な速度演算器４４の例とし
て平均速度演算器４４Ａ、及び前述の補正器４５の例と
して除算器４５Ａが、それぞれ採用されている。

【００７６】図４（ａ）及び（ｂ）は、上記構成の内、
瞬時速度抽出器４３Ａの動作を説明するもので、画像を
構成する、ある１ピクセルを対象として時間ｔに対する
速度Ｖの変化を示すグラフである（以下、同様のグラフ
は全て１ピクセルについて説明するものである）。

【００７７】図４（ａ）において、Ｔ_ＦＲは、速度デー
タのサンプリング時間（Ｔ_ＦＲ＝１／フレーム数）、Ｔ
_ＨＲは、１心拍に相当する時間、Ｖ_１、Ｖ_２、…、
Ｖ_Ｌ、Ｖ _Ｌ＋１、Ｖ_Ｌ＋２、…、Ｖ_Ｌ＋ｎは、あるピク
セルにおいて時間Ｔ_ＦＲ毎にサンプリングされる速度デ
ータ、データ群（０）は、ある時間において１心拍に相
当する時間Ｔ_ＨＲ分、バッファメモリ４７に格納される
速度データ群（Ｖ_１、Ｖ_２、…、Ｖ_Ｌ）、データ群
（１）は、データ群（０）の時相よりも１フレーム後に
格納される速度データ群（Ｖ_２、…、Ｖ_Ｌ、Ｖ_Ｌ＋１）
をそれぞれ示す（図中のデータ群（２）、…、（ｎ）も
これと同様である）。

【００７８】すなわち、データ群（１）では、データ群
（０）の中の最も古いデータ、すなわち速度Ｖ_１が棄却
され、最新のデータ、すなわち速度Ｖ_Ｌ＋１が追加さ
れ、このようにしてバッファメモリ４７内のデータが順
次更新されていく。

【００７９】図４（ａ）では、瞬時速度として、データ
群の最新のデータが採用される。例えば、データ群
（０）では速度Ｖ_Ｌ、データ群（ｎ）では速度_Ｌ＋ｎが
それぞれ瞬時速度として採用される。従って、図３に示
す瞬時速度抽出器４３Ａでは、これらの速度Ｖ_Ｌ、
_Ｌ＋ｎ、…が逐次読み出される。この場合、バッファメ
モリ４７を経由せずに速度演算器４６から直接、速度Ｖ
_Ｌ、_Ｌ＋ｎ、…を得ることも可能である。

【００８０】一方、平均速度演算器４４Ａでは、１心拍
時間の速度データの平均値＜Ｖ＞が演算される。ここで
の平均値＜Ｖ＞としては、各時相の速度Ｖ_１、Ｖ_２、
…、Ｖ _Ｌの平均値、各時相の速度Ｖ_１、Ｖ_２、…、Ｖ_Ｌ
の平均値の絶対値、各時相の速度Ｖ_１、Ｖ_２、…、Ｖ_Ｌ
の絶対値の平均値、及び各時相の速度Ｖ_１、Ｖ_２、…、
Ｖ_ＬのＲＭＳ値（Root Mean Square Value）のいずれで
もよい。すなわち、平均値＜Ｖ＞の演算式は、

【数９】のいずれの式でも構わない。上記の式において、Ｌは、
１心拍時間で得られる各ピクセルの速度データのサンプ
ル数である。

【００８１】その他、平均値＜Ｖ＞としては、各時相の
速度Ｖ_１、Ｖ_２、…、Ｖ_Ｌ、又はその絶対値│Ｖ_１│、
│Ｖ_２│、…、│Ｖ_Ｌ│に対して、ＦＩＲフィルタ、又
はＩＩＲフィルタ、又は非線形フィルタを用いて演算し
た値又はその絶対値を採用することもできる。この場合
のフィルタリングする演算の関数をＦＩＬとすれば、平
均値＜Ｖ＞の演算式は、

【数１０】等の式で表すことができる。

【００８２】また、平均値＜Ｖ＞としては、各時相の速
度Ｖ_１、Ｖ_２、…、Ｖ_Ｌのベクトル的な平均値又はその
絶対値を用いることも可能である。この例を図５
（ａ）、（ｂ）、及び（ｃ）を用いて説明する。

【００８３】図５（ａ）〜（ｃ）は、ドプラ速度のサン
プリング定理による折り返りを説明するものである。一
般に、超音波は、超音波パルスを一定時間Ｔ_ｒｎで送信
しているため、ある走査線方向で考えると、得られる血
流ドプラ信号も一定間隔Ｔ_ｒ _ｎのＮ個の離散的な信号と
なる。このため、ドプラ速度は、図５（ａ）に示すよう
に、折り返り速度±Ｖ_ａｌ＝±１／（２Ｔ_ｒｎ）・ｃ／
２ｆ_Ｍのところで折り返る。例えば、速度をプラス
（＋）方向に大きくしていくと、＋Ｖ_ａｌを超えたとこ
ろで−Ｖ_ａｌに折り返り、マイナス（−）方向から０に
近づいていく。

【００８４】図５（ｂ）は、これと同様のことを前述の
従来技術の項で説明した（２）式で示されるＮ個のドプ
ラデータの平均的な複素自己相関関数Ｚを用いて説明す
るものである。この複素自己相関関数Ｚは、ベクトルと
考えることができる。すなわち、図５（ｂ）において、
速度が増減するということは、複素自己相関関数Ｚに相
当するベクトルが複素平面上でその原点を中心に回転す
ることを意味する。

【００８５】従って、この場合には、＋Ｘ軸からの複素
自己相関関数Ｚの回転角が速度Ｖに相当し（厳密には速
度Ｖに比例した位相角２πｆ_ｄＴ_ｒｎ）、＋Ｘ軸上に速
度Ｖ＝０、−Ｘ軸上に前記折り返り速度Ｖ＝±Ｖ_ａｌが
それぞれ位置することになる。そして、速度Ｖが（＋）
方向に増加し、−Ｘ軸を越えると、Ｖ＝±Ｖ_ａｌを境に
プラス（＋）の値からマイナス（−）の値に転じる。

【００８６】そこで、図５（ｃ）に示すように、同様の
複素平面上で各時相の自己相関関数Ｚ_１、Ｚ_２、…、Ｚ
_Ｌの加算、又は平均を行えば、各時相の速度Ｖ_１、
Ｖ_２、…、Ｖ_Ｌの平均を行うことができる。これは、ベ
クトル的な平均とも言える。この方法の特徴は、速度が
極端に変化しない限り、折り返りの影響を受けないとい
った点にある。

【００８７】ここでの自己相関関数の平均を求める方法
としては、自己相関関数の大きさを正規化して平均する
方法も考えられる。すなわち、平均値＜Ｚ＞は、

【数１１】等の式で示すように算出可能である（図５（ｃ）の場
合、速度Ｖ１、速度Ｖ２の平均速度＜Ｖ＞は、例えば＜
Ｚ＞＝（Ｚ_１＋Ｚ_２）／２となる）。

【００８８】このようにして求めた自己相関関数の平均
値＜Ｚ＞は、＜Ｚ＞＝＜Ｘ＞＋ｊ＜Ｙ＞であるから、前
述の従来技術の項で説明した（２）式、（４）式を用い
ると、速度Ｖの平均値＜Ｖ＞は、

【数１２】等の式で示すように演算できる。

【００８９】上記の演算は、図３に示す例では、速度演
算器４６から出力される自己相関関数Ｚ_１、Ｚ_２、…を
バッファメモリ４７に格納しておき、そのバッファメモ
リ４７に格納された自己相関関数Ｚ_１、Ｚ_２、…を平均
速度演算器４４Ａに逐次読み出すことで行われる。これ
により、平均速度演算器４４Ａでは、データ群（０）、
（１）、…の速度データの平均値＜Ｖ＞_０、＜Ｖ＞_１、
…が逐次演算される。そして、除算器４５Ａでは、補正
速度Ｖ_ｃｍｐ０、Ｖ_ｃｍｐ１、…が、

【数１３】 …の式で示すように逐次演算される。

【００９０】この場合、分母である速度データの平均値
＜Ｖ＞_０、＜Ｖ＞_１、…として、絶対値を採用すると、
補正速度Ｖ_ｃｍｐ０、Ｖ_ｃｍｐ１、…は、

【数１４】 …の式で示すように演算される。これにより、分子であ
る瞬時速度の正負の符号で方向分離された方向付き補正
速度データが得られる。

【００９１】また、補正速度Ｖ_ｃｍｐ０、Ｖ_ｃｍｐ１、
…として絶対値を採用すると、

【数１５】 …の式で示すように演算され、大きさのみを示す補正デ
ータが得られる。

【００９２】また、抽出する速度の瞬時値は、前述のよ
うに最新の速度に限定されるものではなく、バッファメ
モリ４７に格納されるデータの何れであってもよい。

【００９３】図４（ｂ）は、抽出する速度の瞬時値とし
て、格納されたデータ群（０）、（１）、…、（ｎ）の
中で時間的に中央のデータ（例えば、データ群（０）の
場合では、１心拍に相当する時間Ｔ_ＨＲの中央時間Ｔ
_ＨＲ／２に対するデータＶ_Ｌ）を選んだ場合の例であ
る。この場合には、平均速度演算器４４Ａで得られる平
均速度と、瞬時速度抽出器４３Ａで得られる瞬時速度と
の時間的なずれが最小となり、補正速度の信頼性がより
向上するといった利点もある。

【００９４】なお、前述した図４（ａ）の場合では、抽
出する速度の瞬時値として、格納されたデータ群の中で
最新のデータを選んでいるため、プローブ１で収集され
たデータが表示されるまでの処理による遅延時間を最も
小さくでき、最もリアルタイム性に優れた画像を得るこ
とができる。

【００９５】なお、図３に示す補正速度演算器４２Ｂの
例では、補正器４５として除算器４５Ａを用いている
が、本発明はこれに限定されるものではなく、例えば図
６に示す補正速度演算器４２Ｃのように図３中の除算器
４５Ａの代わりに平均速度基準速度変換器４５Ｂを採用
することも可能である。なお、図６中の平均速度基準速
度変換器４５Ｂを除く構成（速度演算器４６、バッファ
メモリ４７、１心拍時間設定器、瞬時速度抽出器４３
Ａ、平均速度演算器４４Ａ）は、前述の補正速度演算器
４２Ｂと同様である。この場合の平均速度基準速度変換
器４５Ｂによる補正原理は、平均速度＜Ｖ＞に一定値ζ
を乗じた値（＝ζ×＜Ｖ＞）で瞬時速度Ｖを割る演算を
採用するもので、各ピクセル毎に表示速度レンジを変え
る様な場合に相当する。

【００９６】すなわち、図６の例による演算法では、平
均速度＜Ｖ＞に一定値ζを乗じた値ζ＜Ｖ＞が表示レン
ジに相当し（ζはピクセルに依存しない一定値）、ピク
セル毎に異なる平均値＜Ｖ＞に一定値ζを乗じてピクセ
ル毎に異なる速度レンジζ＜Ｖ＞を得て、そのピクセル
毎の速度レンジζ＜Ｖ＞でピクセル毎の瞬時値Ｖを除す
るが、一般的には平均速度基準速度変換器４５Ｂにて瞬
時値Ｖを速度レンジζ＜Ｖ＞基準の値に変換することに
より補正する。この例では、上記除算を用いた例の場合
とは一定値ζ倍だけの値の違いが発生するが、後述する
カラーバーの階調に割り振る際に同じとなる。

【００９７】また、補正速度は、速度を用いているの
で、拍動の特徴を支援する速度演算や代表的な速度演算
において、折り返りの影響を受ける。この折り返りは、
サンプリング定理に基づいて原理的に起きるので、その
影響を完全になくすことはできないが、補正による改善
は可能である。この場合の補正法として、上記ベクトル
的な演算を行う方法が考えられるが、その他の例を以下
説明する。

【００９８】図７は、折り返り補正機能を追加した補正
速度演算器４２Ｄの機能ブロック図を示す。図７に示す
補正速度演算器４２Ｄには、前述した図２に示す補正速
度演算器４２Ａの内、速度演算器４６とバッファメモリ
４７との間に折返り補正器４９が挿入されている。その
他の構成（拍動の特徴を示す速度演算器４３、代表的な
速度演算器４４、補正器４５）は、図２に示す例と同様
である。この例で追加される折返り補正器４９は、速度
変化の物理的連続性を利用して処理を行うものである。

【００９９】図８は、この折返り補正器４９による処理
例を前述した図５（ｂ）、（ｃ）と同様の複素自己相関
関数を用いて説明するものである。ここでは、各時相の
速度Ｖ_１、Ｖ_２、…、Ｖ_Ｌを演算する時間間隔が速度変
化に対してある程度短ければ、隣り合う時相の速度は複
素平面上で大きく離れることはないため、折返りの補正
が可能となることを前提にしている。図８に示す例は、
隣り合う時相の速度Ｖ _１、Ｖ_２のうち、Ｖ_１は折り返し
がなく、Ｖ_２に折り返しが生じて−Ｖ_２’と検出されて
いる場合である。この場合には、両者Ｖ_１、Ｖ_２の差の
絶対値をとると、│−Ｖ_２’−Ｖ_１│＞Ｖａとなる。こ
のような場合には、−Ｖ_２’＋２Ｖａ＝Ｖ_２となる演算
を行えば、│Ｖ_２−Ｖ_１│＜Ｖａとなり、速度の物理的
連続性から考えると、−Ｖ_２’よりもＶ_２の方が確から
しい値であるため、Ｖ_２が採用される。

【０１００】このようにして、折返り補正器４９にて折
り返しが補正される。これにより、検出できる速度の範
囲を広げることができ、速度精度が向上するため、拍動
性の検出能がより向上し、診断能もより向上するように
なる。

【０１０１】上記のようにして得られた補正速度は、表
示部６の画面上で表示される。この表示例を図９（ａ）
に示す。図９（ａ）は、補正速度が断層像上に重畳表示
され、方向分離がされていない場合の表示例である。図
９（ａ）中のカラーバーは、補正速度の大きさを示し、
例えば補正速度が小さければ赤色、大きければ黄色で表
される。

【０１０２】図９（ｂ）には、補正速度の時間的な変化
を示す。この例は、前述した図３に示す補正速度演算器
４２Ｂで与えられる補正速度に対応したものである。図
９（ｂ）中の補正速度の大きさ１は、その補正速度の定
義式（例えば、Ｖ_ｃｍｐ＝Ｖ／＜Ｖ＞等）から容易に分
かるように、平均速度に対応している。

【０１０３】図９（ｂ）に示すように、補正速度は、静
脈や門脈の場合にはほぼ１付近で変動しているが、動脈
の場合には１心周期の間で見るとその駆出期に１を超え
て急速に増加・減少し、その後は１付近で漸減してい
る。すなわち、１心周期が約１秒であるのに対し、その
駆出期は２００ｍｓ〜３００ｍｓであるため、１心周期
の平均速度は、速度が漸減している時相の速度に近いこ
とが分かる。

【０１０４】従って、補正速度が１近傍よりも小さけれ
ば赤色様、１近傍よりも大きくなるにつれて黄色様にし
ていけば、図９（ａ）に示すように、動脈のように拍動
性の強い血管は、１心周期の駆出期に黄色様、その他の
期間には赤色様になるのに対し、静脈や門脈のように拍
動性の弱い血管は、１心周期を通して赤色様になるた
め、動静脈を明瞭に区別して表示することが可能とな
る。これにより、血管の拍動性を明瞭に区別できる。

【０１０５】また、カラーバーの表示に用いる色は、補
正速度の大きさが１近傍及びそれよりも小さい値に対し
ては低速を表す色とし、１近傍よりも大きくなるにつれ
て高速を表す色とすれば、非拍動性と拍動性の色を明瞭
に使い分けることができ、拍動性の区別が容易になり、
診断能が向上する。

【０１０６】図１０（ａ）〜（ｅ）は、カラーバーの表
示例を示す。

【０１０７】図１０（ａ）は、前述した図９（ａ）の場
合と同様に、補正速度が小さい場合は例えば赤色にし、
大きくなるにつれて例えば黄色にしたカラーバーの表示
例である。本例では、補正速度の大小を色相で区別して
いるが、本発明はこれに限定されるものではない。

【０１０８】図１０（ｂ）は、図１０（ａ）に示す補正
速度にパワー表示を組み合わせたカラーバーの表示例で
ある。本例では、血流からの散乱パワーが大きければ明
るくし、小さければ暗くしている。これにより、血管に
立体感を持たせることができ、より効果的な表示が可能
となる。ここで用いるパワーは、前述した図１中のＣＦ
Ｍ処理部４内の図示しないパワー演算器で演算される。

【０１０９】図１０（ｃ）は、図１０（ａ）に示す補正
速度表示で方向分離を行ったカラーバーの表示例であ
る。本例では、プローブ１に近づく流れを例えば暖色
系、遠ざかる流れを例えば寒色系で示している。このよ
うに方向分離することにより、血管の区別をより容易に
行える場合がある。

【０１１０】図１０（ｄ）は、図１０（ｃ）に示す方向
分離した補正速度にパワーを組み合わせたカラーバーの
表示例である。本例では、前述の図１０（ｂ）、（ｃ）
の両方の効果を併せ持つ。

【０１１１】図１０（ｅ）は、図１０（ａ）〜（ｄ）と
同様の補正速度表示でその黄系色と赤系色との境界部に
閾値を表すマーカを追加した表示例である。

【０１１２】また、前記のように速度の折り返り補正を
行っているが、これでも折り返りは完全に補正できない
ため、操作者が表示部６のモニタを見ながら容易に対応
できるように、サンプリング定理で規定される速度範囲
である折り返り速度をモニタ上に表示させることも可能
である。

【０１１３】この場合には、前述した図５（ａ）〜
（ｃ）を参照すれば、折り返り速度は＋Ｖ_ａｌ、−Ｖ
_ａｌであるため、この値をモニタ上に表示する。また、
速度範囲を（＋）方向又は（−）方向にΔＶ分、広げる
こともでき、例えば（＋）方向に広げたときは、速度範
囲は＋Ｖ_ａｌ＋ΔＶから−Ｖ_ａｌ＋ΔＶとなるので、こ
の値をモニタ上に表示する。

【０１１４】このようにすれば、検出可能な速度範囲が
おおよそ分かるので、操作者が図示しない操作パネル上
のボタンを押すことで、折り返り速度を調整し、折り返
りを防ぐことが可能となる。これにより、より的確な画
像が得られ、より一層、的確な診断ができるようにな
る。

【０１１５】また、拍動性は心臓のポンプ作用によって
起こるもので、１心周期のうち、駆出期に最もその特徴
が現れる。すなわち、前述したように、静脈や門脈では
１心周期を通して血流速度がほぼ平坦であるのに対し、
動脈では駆出期に速度が急速に増加して減少し、その
後、次の駆出期まで漸減する。従って、拍動性を検出す
るには、駆出期を確実に捉えることが必須である。この
ためには、例えば１断面を心拍動の駆出期に対応する時
間の逆数で示される値以上のフレーム数でスキャンさせ
ることが望ましい。このようにすれば、駆出期を取りこ
ぼしなく確実に捉えられるため、拍動性をより確実に表
示できる。

【０１１６】次に、本例の補正速度表示の効果を従来の
場合と比較して説明する。

【０１１７】図１１（ａ）及び（ｂ）は、従来の速度モ
ードの表示で動脈を捉えた場合を説明するものである。
図１１（ａ）は、モニタの表示例である。図１１（ａ）
において、矢印はモニタ上に表示される動脈中の位置の
異なる各点α、β、γでの血流速度（向きと大きさ）を
示し、その血流速度の大きさは各々Ｖａ、Ｖｂ、Ｖａ
で、各点α、β、γにおける超音波走査線と血流の成す
角度（ドプラ角度）は各々θａ、θａ、θｂである。ま
た、本例では、Ｖａ＞Ｖｂ、θａ＜θｂの関係となって
いる。

【０１１８】図１１（ｂ）は、図１１（ａ）中の各点
α、β、γでの血流ドプラ速度、すなわち各点α、β、
γにおける血流速度の超音波線方向成分Ｖａ・ｃｏｓ
（θａ）、Ｖｂ・ｃｏｓ（θｂ）、Ｖｃ・ｃｏｓ（θ
ｃ）の時間変化を示す。図１１（ｂ）では、図１１
（ａ）で示す同じ血管（動脈）であるため、ドプラ速度
の時間変化は各点でほぼ同じであるが、その大きさが比
例算で各点毎に異なっているのが分かる。従って、従来
の速度モード表示では、拍動性は本来同じであるにもか
かわらず、実際には異なったものとして表示されること
になる。このことは前述した通りである。

【０１１９】具体的には、図１１（ａ）及び（ｂ）に示
すように、流速が遅い細い血管（点β）や、ドプラ角度
の大きい血管（点γ）では、拍動性が小さく表示されて
しまい、実際に拍動性が弱い血管との区別がつきにくく
なる。また、カラーバーは、速度０から正負の折り返り
速度までを色相を変える等して表示され、例えば点αの
ところでは速い速度の色、点βや点γのところでは遅い
速度の色というように異なった色で表示されるため、更
に判別しにくい。この上、カラーバーの表示範囲や表示
方法が必ずしも拍動性を表示するのに適しておらず、表
示自体も分かりにくい。こういった事情により、従来の
速度モードで拍動性の判別をするのは容易ではなかっ
た。

【０１２０】これに対し、図１２（ａ）及び（ｂ）は、
本発明に基づく例の補正速度の表示で前述した従来例
（図１１（ａ）及び（ｂ））と同様の動脈を捉えた場合
を説明するものである。図１２（ａ）は、モニタの表示
例で、図中のカラーバーは、前述した図９（ａ）や図１
０（ａ）の例と同様に、方向分離していない場合の補正
速度の例を示す。図１２（ｂ）は、各点α、β、γにお
いて前述した速度補正により補正された血流ドプラ速度
Ｖａ・ｃｏｓ（θａ）、Ｖｂ・ｃｏｓ（θｂ）、Ｖｃ・
ｃｏｓ（θｃ）の時間変化を示す。

【０１２１】本例の場合は、図１２（ａ）及び（ｂ）に
示すように、同じ血管であれば、太くてドプラ角度の小
さい部分（点α）も、細い部分（点β）も、或いはドプ
ラ角度の大きい部分（点γ）も、全て同じように補正速
度は、速度の漸減部分の値はほぼ１で、拍動の強い部分
は１より大きい同様の値になる。

【０１２２】すなわち、本例の速度モードの表示では、
流速やドプラ角度に依存せずに、同様の補正速度が得ら
れ、従って同様の拍動性が得られる。これを前述したカ
ラーバーを用いて表示すれば、流速やドプラ角度に依存
せずに、拍動性を明瞭に表示でき、これにより、視認性
も大幅に向上するようになる。特に、本例の速度モード
では、場合によって非拍動性血管との区別が困難となる
遅い流速や大きいドプラ角度の血流に対しても拍動性の
検出ができるので、非常に効果的で、診断能もより大幅
に向上する。

【０１２３】なお、前述した通り、拍動性の変化は駆出
期に大きく現れるが、駆出期の時間範囲は２００ｍｓ〜
３００ｍｓなので、そのままを目視で確認すると短く感
じる場合も考えられる。この場合には、図１３（ａ）〜
（ｃ）に例示するように補正速度の変化を緩和する処理
を行えば、目視しやすくなり、有効である。

【０１２４】図１３（ａ）は、緩和処理をしない場合の
補正速度の時間変化の例、図１３（ｂ）は、緩和処理を
した場合の補正速度の時間変化の例をそれぞれ示す。本
例では、図１３（ａ）に示す補正速度に対し、拍動性を
的確に捉えるため、図１３（ｂ）に示すように、その立
ち上がり部分ではその立ち上がりに追従させ、その立ち
下がり部分では急速に小さくなるのではなく緩やかに小
さくなるように緩和処理が施される。このようにすれ
ば、残像感を出して拍動性の視認性をより向上させるこ
とが可能となる。

【０１２５】このような緩和処理は、例えば前述した表
示部６で行うことができる。この場合の表示部６の構成
例を図１３（ｃ）に示す。図１３（ｃ）において、表示
部６Ａは、既知の構成、すなわちカラーイメージメモリ
６１、断層像イメージメモリ６２、ＤＳＣ（デジタル・
スキャン・コンバータ）６３、及びモニタ６４のほか、
カラーイメージメモリ６１とＤＳＣ６３との間に補正速
度変化緩和器６０が挿入されている。

【０１２６】この構成によれば、前述のＣＦＭ処理部４
から送られてくる補正速度データがカラーイメージメモ
リ６１に一時格納される。このカラーイメージメモリ６
１には、複数フレーム分のデータが格納される。そこ
で、補正速度変化緩和器６０は、カラーイメージメモリ
６１のデータを読み出して前述の緩和処理を行い、その
値をＤＳＣ６３に出力する。これとは別に、前述の断層
像処理部５から送られてくる断層像データは、断層像イ
メージメモリ６２に格納された後、ＤＳＣ６３に出力さ
れる。

【０１２７】そして、ＤＳＣ６３では、所定の画像処
理、走査線変換のほか、補正速度変化緩和器６０からの
緩和処理が施された補正速度画像と断層像イメージメモ
リ６２からの断層像画像との合成等が行われ、その出力
がモニタ６４上で画像として表示される。

【０１２８】なお、本例では、血流ドプラ信号の補正速
度を求める機能をＣＦＭ処理部４内に設けている構成と
しているが、これに限らず、例えば表示部６内に設ける
ことも可能である。この場合の構成例を図１４に示す。

【０１２９】図１４に示す例では、ＣＦＭ処理部４Ｂ
は、従来と同様の構成（動き要素信号抽出器４１、速度
演算器４２）で構成され、速度演算器４２から速度デー
タを出力する。また、表示部６Ｂは、前述した既知の構
成、すなわちカラーイメージメモリ６１、断層像イメー
ジメモリ６２、ＤＳＣ６３、及びモニタ６４のほか、カ
ラーイメージメモリ６１の入力側に前述のＣＦＭ処理部
４内に設けられた速度補正演算器４２Ａと同様の補正速
度演算器６５（拍動の特徴を示す速度演算器６６、代表
的な速度演算器６７、補正器６８、バッファメモリ６
９、及び１心拍時間設定器７０）が付加されている。こ
の構成により、本例でも上記と同様の拍動性表示が可能
となり、同様の効果が得られる。

【０１３０】第２実施形態次に、本発明の第２実施形態に係る超音波診断装置を図
１５〜図２２に基づいて説明する。本例は、前述した血
流ドプラ信号の速度補正を３次元表示の場合に適用した
ものである。

【０１３１】図１５は、本例の超音波診断装置の機能ブ
ロック図を示す。図１５に示すように、本例の超音波診
断装置は、被検体の体表部分に当接させるプローブとし
て２次元アレイプローブ７を採用したものである。

【０１３２】その他、本例の超音波診断装置は、図１５
に示すように、２次元アレイプローブ７に電気的に接続
された送信部２Ａ（図１と同様の送信パルス発生器２
１、送信ビームフォーマ２２のほか、スキャン制御器２
Ｃが付加）及び受信部３Ａ（図１と同様のプリアンプ３
１、受信ビームフォーマ３２）と、このうちの受信部３
Ａに電気的に接続されたＣＦＭ処理部４（図１と同様の
動き要素信号抽出器４１、補正速度演算器４２）及び断
層像処理部５と、この両処理部４、５に電気的に接続さ
れた表示部８（図１３（ｃ）と同様のＤＳＣ８３、モニ
タ８４のほか、３次元カラーイメージメモリ８１、３次
元断層像イメージメモリ８２を採用）とを備える（前記
と同様の構成についてはその説明を簡略又は省略す
る）。

【０１３３】２次元アレイプローブ７は、超音波信号と
電気信号との間で双方向に信号変換する機能を有するも
ので、その一例として、その先端部に２次元に配置され
た２次元アレイ型圧電振動子を有する。この２次元アレ
イ型圧電振動子は、複数の圧電素子を縦横に２次元的に
配置し、超音波信号を縦横斜めの方向等、３次元的に走
査可能にしたもので、複数の圧電振動子それぞれが、送
受信の各チャンネルを成す。

【０１３４】この２次元アレイプローブ７を用いれば、
スキャンする断面を変えながら複数断面をスキャン（ボ
リュームスキャン）して、３次元データ（ボリュームデ
ータ）を収集することができる。このボリュームスキャ
ンの例を図１６（ａ）〜（ｃ）及び図１７（ａ）〜
（ｃ）に示す。

【０１３５】図１６（ａ）は、断面をスキャンしなが
ら、その断面をその垂直方向に移動させる方法、図１７
（ａ）は、断面をスキャンしながら、その断面をその中
心軸周りに回転させながら移動させる方法をそれぞれ説
明するものである。何れの方法においても、１つの断面
を複数回、好適には１心拍時間分、スキャンさせること
が共通し、これが本発明の特徴の１つとなっている。

【０１３６】その例として、図１６（ｂ）及び図１７
（ｂ）は、断面を一致させて１つの断面を１心拍時間、
スキャンした後、例えば超音波ビームの厚さ分だけ断面
をずらせて同様のスキャンを行う方法、また、図１６
（ｃ）及び図１７（ｃ）は、１断面を１フレームだけス
キャンした後、超音波ビームの厚みより小さい幅僅かに
ずらしながら１フレームずつスキャンを行う方法をそれ
ぞれ示す。何れの方法も、スキャンされた空間上の任意
の１点は１心拍時間スキャンされたことになる。このよ
うなボリュームスキャンによって、各断面における補正
速度の演算が初めて可能になり、３次元の拍動性表示が
初めて可能になる。

【０１３７】なお、図１６（ｂ）及び図１７（ｂ）の場
合は、スキャン断面が１心拍時間静止しているので、補
正速度の演算精度の面でより優れている。また、図１６
（ｃ）及び図１７（ｃ）の場合は、スキャン断面が連続
しているので、補正速度を空間的に細かく求めることが
でき、優れている。

【０１３８】これらのスキャンは、送信部２Ａのスキャ
ン制御部２３（図１５参照）を用いてスキャン断面を制
御することで行うことができる。このスキャン制御シー
ケンスの一例を図１８（ａ）〜（ｃ）に示す。

【０１３９】図１８（ａ）は、従来の１次元アレイプロ
ーブによる走査シーケンス例を説明するものである。こ
の場合は、図１８（ａ）に示すように、同一のスキャン
断面で、その断面を構成する同一の複数走査線（図中の
走査線１、走査線、…、走査線Ｊ）を、画像の１フレー
ム毎（図中の１フレーム、２フレーム、…）に繰り返し
スキャンするようになっている。

【０１４０】これに対し、図１８（ｂ）及び（ｃ）は、
本例の２次元アレイプローブによるボリュームスキャン
の制御シーケンス例を説明するものである。

【０１４１】この内、図１８（ｂ）は、前述した図１６
（ｂ）及び図１７（ｂ）の場合に相当するものである。
この場合は、図１８（ｂ）に示すように、ボリュームス
キャン領域内のある１つの断面（図中の断面１）で、そ
の断面を構成する複数走査線（図中の走査線１−１（断
面１の走査線１を意味する）、走査線１−２、…、走査
線１−Ｊ）を走査して１フレームとし、同一断面で同一
走査をＩ回（Ｉフレーム）、即ち、１心拍時間分、繰り
返しスキャンした後、例えば超音波ビームの厚み分だけ
断面の位置をステップ状にずらし、その断面（図中の断
面２）で同様に１心拍時間分スキャンし、以後、ボリュ
ームスキャン領域内の全ての断面に対し１心拍時間分ス
キャンするようになっている。

【０１４２】また、図１８（ｃ）は、前述した図１６
（ｃ）及び図１７（ｃ）の場合にそれぞれ相当するもの
である。この場合は、図１８（ｃ）に示すように、ボリ
ュームスキャン領域内のある１つの断面（図中の断面
１）で、その断面を構成する複数走査線（図中の走査線
１−１、走査線１−２、…、走査線１−Ｊ）を、画像の
１フレーム分スキャンし後、超音波ビームの厚みよりも
小さい幅（例えば、超音波ビームの厚みの１／Ｉの厚み
幅）だけ断面の位置を少しずらし、その断面（図中の断
面２）で同様に１フレーム分スキャンし、以後、断面の
位置を少しずつずらしながら断面３、…、断面Ｉ、断面
Ｉ＋１、…と連続的に順次スキャンしていく。Ｉ個の断
面をスキャンするのに１心拍時間要することになる。そ
して、断面１から断面Ｉまでのデータで補正速度を演算
し、１つの補正速度データの断面が得られる。次に１フ
レーム分の時間遅れで、断面２から断面Ｉ＋１までのデ
ータで補正速度を演算し、となりの補正速度データの断
面が得られる。以下、同様に１フレーずつ遅れて、順
次、となりあった断面の補正速度が得られる。

【０１４３】なお、上記のボリュームスキャンの場合、
断面をスキャンする際に１回の送信に対して複数方向か
ら受信する並列同時受信を用いれば、例えば複数の断面
を同時にスキャンすることができ、ボリュームスキャン
の時間を短縮できる等、１つの断面を１心拍時間スキャ
ンしながら種々のスキャン法を工夫できることは勿論で
ある。

【０１４４】なお、本例では、２次元アレイプローブ７
を用いた電子スキャンを例示してあるが、その利点を他
の方法（１次元アレイプローブを用いた場合）と比較し
て説明する。

【０１４５】図１９（ａ）は、従来の１次元配列の振動
子を有する電子スキャンプローブ（１次元アレイプロー
ブ）を手に持って、通常の１断面スキャンを行いなが
ら、そのスキャン断面と垂直方向に断面の位置をずら
す、いわゆるハンドスキャンによる方法を説明するもの
である。この方法では、前述のように１つの断面を１心
拍時間スキャンしながら断面の位置をずらすことは大き
な困難を伴い、実用的ではない。

【０１４６】図１９（ｂ）は、従来の１次元配列の振動
子を有する電子スキャンプローブ（１次元アレイプロー
ブ）を既知のガイド棒を用いたスライド機構及び回転機
構を有するプローブ移動用の機械に装着し、この機械を
用いてプローブをゆっくり動かしながら１つの断面を１
心拍時間スキャンしながらボリュームデータを収集する
方法を説明するものである。この方法は、１つの断面を
１心拍時間スキャンすることが可能であるが、機械が大
掛かりになり、スキャンとプローブ移動との同期をとる
必要もあって煩雑となり、図１９（ａ）の場合と同様に
実用的ではない。

【０１４７】これに対し、図１９（ｃ）は、本例の２次
元アレイプローブ７で電子スキャンを行う方法を説明す
るものである。この方法によれば、操作者は被検体の検
査部位にプローブを固定していればよく、これにより、
自動的に精度よくボリュームデータが収集・表示され、
簡便で精度良い３次元の拍動性表示が可能となる。

【０１４８】上記の２次元アレイプローブ７で収集され
たデータから、補正速度が演算される。このときの補正
速度としては、例えば最大速度を用いると３次元の再構
成が容易になる。この最大速度を用いた補正を行うため
の補正速度演算器４２の構成例を図２０に示す。

【０１４９】図２０に示す補正速度演算器４２Ｅは、前
述した図３の場合と同様に、速度演算器４６、バッファ
メモリ４７、平均速度演算器４４Ａ、除算器４５Ａ、及
び１心拍時間設定器４８のほか、拍動の特徴を示す速度
演算器として最大速度検出器４３Ｂを有する。ここでの
最大速度検出器４３Ｂの動作例を図２１に示す。

【０１５０】図２１は、前述した図４（ａ）及び（ｂ）
の場合と同様に、ある１ピクセルを対象として時間ｔに
対する速度Ｖの変化を示すグラフである。図２１におい
て、Ｔ_ＦＲは、速度データのサンプリング時間（Ｔ_ＦＲ
＝１／フレーム数）、Ｔ_ＨＲは、１心拍時間、Ｖ_１、
…、Ｖ_Ｉ、…、Ｖ_Ｌ、Ｖ_Ｌ＋１、…、Ｖ_ＩＩ、…は、あ
るピクセルにおいて時間Ｔ_ＦＲ毎にサンプリングされる
速度データ、データ群（０）は、ある時間において１心
拍時間Ｔ_ＨＲ分、バッファメモリ４７に格納される速度
データ群（Ｖ_１、Ｖ_２、…、Ｖ_Ｌ）、データ群（１）
は、データ群（０）の時相よりも１フレーム後に格納さ
れる速度データ群（Ｖ_２、…、Ｖ_Ｌ＋１）をそれぞれ示
す（図中のデータ群（２）、（３）、（４）…もこれと
同様である）。

【０１５１】ここで、バッファメモリ４７には、データ
群の中の最も古いデータ、すなわち速度Ｖ_１が棄却さ
れ、最新のデータ、すなわち速度Ｖ_Ｌ＋１が追加され、
このようにしてデータが順次更新されていく。

【０１５２】これと同時に、最大速度検出器４３Ｂに
て、データ群毎に速度データの最大速度、すなわち図２
１の例ではデータ群（０）〜（２）では速度Ｖ_Ｉ、デー
タ群（３）、（４）では速度Ｖ_ＩＩが読み出され、除算
器４５Ａに送られる。このデータ群は、１心拍時間Ｔ
_ＨＲ分のデータなので、どのデータ群にも常に１心拍中
の最大速度データが含まれている。しかも、格納される
データ群は常に最新値に更新されているので、最大速度
も常に最新値となる。

【０１５３】一方、平均速度演算器４４Ａでは、前述と
同様に、データ群の速度データの平均値＜Ｖ＞_０、＜Ｖ
＞_１、＜Ｖ＞_３、＜Ｖ＞_４、…が逐次演算され、除算器
４５Ａに送られる。

【０１５４】これにより、除算器４５Ａでは、最大速度
検出器４３Ｂからの最大速度（Ｖ_Ｉ、Ｖ_ＩＩ等）と、平
均速度演算器４４Ａからの平均速度＜Ｖ＞_０、＜Ｖ
＞_１、＜Ｖ＞_３、＜Ｖ＞_４、…とを元に、補正速度Ｖ
_ｃｍｐ０、Ｖ_ｃｍｐ１、Ｖ_ｃｍｐ２、Ｖ_ｃｍｐ３、…
が、

【数１６】 …の式で示すように逐次演算される。

【０１５５】この場合、分母である速度データの平均値
として、絶対値を採用すると、補正速度は、

【数１７】 …の式で演算でき、これにより、分子である瞬時速度の
正負の符号で方向分離された方向付き補正速度データが
得られる。

【０１５６】また、補正速度として絶対値を採用する
と、

【数１８】 …の式で示すように、大きさのみを示す補正速度データ
が得られる。この演算は、前述した図３の場合と同様で
ある。

【０１５７】このようにすれば、常に補正された最大速
度を表示でき、例えば前述した図５の表示例の場合、動
脈は常に速い速度を示す黄色で示され、静脈や門脈は常
に遅い速度を示す赤色で示され、静止画状態の画像が表
示される。一般的には、拍動性を示す情報として心時相
で変化しない情報を用いれば、静止画状態の画像が表示
される。この画像は、静止画を見たい場合、静止画をデ
ータとして保存する場合、３次元画像を構成する場合等
に特に効果的である。

【０１５８】また、補正された最大速度データは、ホー
ルドせずにリアルタイムで常に更新されるので、仮にゆ
るやかな呼吸を行って血管が多少移動したとしても、血
管の表示もそれに応じて移動して表示でき、有効であ
る。従って、こういった補正された最大速度データを用
いれば、視認性、保存性、及びリアルタイム性に優れ且
つ３次元画像構成に適した拍動性画像が得られ、診断能
がより一層向上するといった利点がある。

【０１５９】上記のように補正速度演算器４２Ｅで演算
された補正速度データは、表示部８に送られる（図２
０、図１５参照）。この表示部８は、前述した通り、イ
メージメモリとして３次元データが格納可能な３次元カ
ラーイメージメモリ８１及び３次元断層像イメージメモ
リ８２を備え、上記の補正速度データを３次元カラーイ
メージメモリ８１に格納すると共に、これと同時に２次
元的又は３次元的に収集・演算された断層像データを３
次元断層像イメージメモリ８２に格納する。

【０１６０】そこで、前述したボリュームスキャンが終
了し、ボリュームデータの収集が終了すると、３次元カ
ラーイメージメモリ８１に格納された３次元の補正速度
データと、３次元断層像イメージメモリ８２に格納され
た２次元または３次元の断層像データとが読み出され、
操作者が図示しない操作パネルから入力及び指定された
フォーマットに従って、ＤＳＣ８３を介してモニタ８４
上に３次元画像が表示される。この３次元画像の表示例
を図２２（ａ）及び（ｂ）に示す。

【０１６１】図２２（ａ）は、３次元の拍動性血管像に
２次元の断層像を組み合わせた画像であり、図２２
（ｂ）は、３次元の拍動性血管像に３次元の断層像を組
み合わせた画像である。

【０１６２】従って、これらの画像表示法の特徴を生か
し、必要に応じて使い分けることにより、断層像で位置
同定したり患部を観察したりしながら、拍動性血管を３
次元で表示できるので、動静脈を血管の繋がりよく、視
認性よく、簡便に、区別しながら認識でき、検査の効率
と精度が大幅に向上するようになる。

【０１６３】以上のように、上記第１及び第２実施形態
によれば、血管の拍動性を捉えることにより、血管を動
脈・静脈と描き分けることが基本的に可能となる。しか
し、動静脈と拍動性とは厳密には１対１で対応しないこ
とが明らかであり、その例外が発生する場合も考えられ
る。

【０１６４】例えば、下大静脈では拍動性が見られ、こ
の様な場合には静脈であってもある程度拍動性画像とし
て表示される可能性がある。また、図２３に示すドプラ
画像のように、腫瘍血流において拍動性を示しながらも
１心拍の平均速度に対して速度の変化が小さい場合があ
り、この様な場合は、拍動しているにも拘わらず拍動性
画像として明瞭に表示されない場合も考えられる。

【０１６５】そこで、上記のような場合の改善策とし
て、より好適な例を図２４及び図２５に基づいて説明す
る。

【０１６６】本例の方法では、まず、ＣＦＭ処理部にお
いて従来行われているように、ピクセル毎に速度演算を
行い、各ピクセルの速度を求める。そして、図２４に示
すように、マーカを用いて拍動性画像上で任意のピクセ
ルが指定されると、その指定されたピクセルの速度の時
間変化（速度−時間のグラフ）を拍動性画像と同時に表
示する。

【０１６７】これによれば、従来のＣＦＭ及びスペクト
ラムドプラの同時表示では、スペクトラムドプラがＣＦ
Ｍと別に専用のスキャンを必要としているため、ＣＦＭ
画像のフレーム数が１／２に低下するのに対し、本例に
よる方法では、拍動性表示と同じスキャンデータから速
度が求められるので、フレーム数が低下するといった事
態は発生しない。このことは、拍動性表示を行う際に駆
出期を確実に捉えるためには非常に重要である。また、
従来のＣＦＭ、スペクトラムドプラ同時表示が、１点の
スペクトラムしか表示できないのに対し、本例による方
法では、複数点の速度の時間変化が表示可能であり、使
い勝手が格段によい。もちろん、拍動性画像と同期して
リアルタイム表示が可能であり、速度−時間のグラフの
み、又は、拍動性画像のみをフリーズさせることも可能
である。

【０１６８】なお、本例で用いるマーカは、その大きさ
を変えることができ、マーカの範囲内で空間的な平均処
理を行えば、速度データを安定させることができる。ま
た、速度−時間のグラフは、実際はフレーム毎の速度を
プロットすることになるが、これは図２５（ａ）〜
（ｂ）に示すように、各フレームの値を点でプロットし
てもよく、或いは各点を折線や曲線で結んでもよい。ま
た、心電同期で時相をずらしながら速度を求めて数心拍
の速度を重ね書きすれば、時間間隔がより密なグラフが
得られる。また、速度演算では、通常は平均速度を求め
て表示するが、その平均速度と速度の分散とを組み合わ
せることで擬似的な最高速度を求めて表示してもよい。
さらに、本例の方法ではリアルタイム表示が最適である
が、これに限定されず、例えば拍動性表示をフリーズし
た後、指定したピクセルの速度−時間表示を行ってもよ
い。この場合、速度データをメモリに記憶させておく必
要がある。

【０１６９】上記の例によれば、拍動流の表示画像を補
い、より確実な拍動性検出を行なうことができ、診断能
がより一層向上する。

【０１７０】なお、上記の拍動流表示については、例え
ば、次のような第１〜第３の適用例が可能である。

【０１７１】１）第１の適用例は、上記の拍動流表示と
既知の広帯域送信（例えば、特開２０００−３４２５８
６号公報、特開２００１−２６９３４４号公報等参照）
の方式とを組み合わせるものである。ここでの「広帯域
送信」とは、パワードプラモード時に、通常の４波〜８
波の超音波パルスによる送信駆動を行なうのではなく、
Ｂモード時と同等の１波又は２波の超音波パルス、即ち
広帯域の超音波パルスによる送信駆動するもので、これ
により、Ｂモードと本質的に同等の距離分解能を得るこ
とができる（例えば特開２０００−３４２５８６号公報
参照）。

【０１７２】この広帯域の超音波パルスの例としては、
例えばバースト波数が３未満の超音波パルスを例示でき
る。これにより、ブルーミングが無い又は殆どない空間
分解能の良い血流画像を表示でき、診断能をより向上さ
せることが可能となる。（例えば、特開２０００−３４
２５８６号公報参照）。ここで、超音波パルスの送信周
波数の逆数が送信パルスの１周期であり、１周期の時間
長さを持つ超音波パルスをバースト１数のパルス、２周
期の時間長さ持つ超音波パルスをバースト２波のパル
ス、Ｍ周期の時間長さを持つ超音波パルスをバーストＭ
波のパルスとそれぞれ呼び、このときの１波、２波、
…、Ｍ波をバースト波数と呼ぶ。

【０１７３】従って、本適用例によれば、上記の拍動流
表示による効果に加え、より一層の高分解能化が可能と
なる。

【０１７４】２）第２の適用例は、前述した基準速度を
算出する方法を工夫したものである。

【０１７５】図２６は、血流画像を成すカラーマップ上
のある１つのピクセルでの速度の時間変化（フレーム方
向変化）を例に挙げて、前述した補正速度を求める演算
式を説明するものである。一般性を失うことなく、ここ
では例として、基準速度として、１心拍時間の速度の絶
対値の平均値をとり、補正速度＝瞬時速度の絶対値／１
心拍時間の速度の絶対値の平均値とする。この補正速度
は、前述した通り、速度データを同じピクセルの速度で
割って求めているため、ドプラ角度依存性の問題が解消
され、血管の拍動性をより明瞭に検出することができ
る。この場合の平均値の算出法は、１心拍時間の全ての
瞬時速度を対象として、その範囲での平均演算を１回行
なって平均値を求めるのが通常である。

【０１７６】この１回平均の方式に対し、本適用例にお
ける平均値の算出法として２回平均方式を採用した場合
を図２７（動脈の場合）及び図２８（静脈の場合）に示
す。本例における２回平均方式は、１心拍中の全ての瞬
時速度を対象としてその範囲での平均演算により平均値
Ｍ１を演算後、さらに、その平均値Ｍ１の所定値（Ｔｈ
値、例えばＴｈ値＝１＋α）倍の値（Ｍ１＊Ｔｈ値）以
下の瞬時速度のみを対象として（言い換えると、Ｍ１＊
Ｔｈ値を超える瞬時速度を除外として）、２回目の平均
演算を行なってその平均値Ｍ２を求め、これを平均値Ｍ
１の代わりに上記補正速度の演算式中の分母側に採用す
るものを言う。

【０１７７】この２回平均方式によれば、１）図２７に
示す動脈の場合では、１回平均演算による平均値Ｍ１と
比べると、２回目の平均値Ｍ２が低くなる分、拍動性が
より強調されるのに対し、図２８に示す静脈の場合では
両者の差は殆どなく非拍動性に表示される、２）２回目
の平均値Ｍ２の方が図２７から手動でトレースして出す
平均値に感覚的に近く理解しやすい、３）駆出期しか検
出されていない場合でも、拍動性が表示され易い等の特
徴が得られ、静脈と動脈とをより一層明瞭に見分けるこ
とができるようになり、診断能をより向上させることが
可能となる。

【０１７８】３）第３の適用例は、上述の拍動流表示と
既知のパワー表示とを混在させて表示するものである。

【０１７９】呼吸・拍動等により臓器が動いた場合や、
血管が末梢血管やドプラ角度が大きい血管である様な場
合に、一時的にあるいは心時相によっては血流信号が検
出できないことがあり、その結果、基準速度が求まらず
に運動体の速度を補正できない場合がある。

【０１８０】即ち、臓器が動いた場合には、ある１つの
ピクセルに着目した場合、１心拍時間内で血管が存在し
なくなり、１心拍時間内の運動体の速度が全ては得られ
ず欠落が生じる。

【０１８１】また、末梢血管では、血流速度が遅くなり
検出されるドプラ信号周波数は低くなり、ドプラ角度が
大きい血管でも角度依存性により検出されるドプラ信号
周波数はやはり低くなる。この様な場合には、ＭＴＩフ
ィルタによってドプラ周波数が低い信号はカットされる
ので、例えば動脈の駆出期のドプラ信号は検出できるが
拡張期のドプラ信号は検出できないようなことが生じ、
その結果、１心拍時間内の運動体の速度が全ては得られ
ず欠落が生じる。

【０１８２】本適用例は、この様な事態に対処するため
のものである。そのために、ある程度、運動体の速度の
欠落が生じても、基準速度を求められる様にする。以
下、１つのピクセルに着目して説明する。

【０１８３】図２９に示すように、例えば１心拍時間に
２０フレームあったとすると、その内の例えば７０％以
上のフレームで運動体の速度が検出できれば、即ち１４
フレーム以上で運動体の速度が検出できれば、これらの
値を用いて計算する基準速度は信頼性があると判断し、
基準速度を計算する。この１４フレームは連続したフレ
ームであってもよいし（図２９中の（１）、（２）参
照）、とびとびのフレームであってもよい（図２９中の
（３）参照）。そして、検出された運動体の速度をここ
で計算した基準速度で補正して補正速度を求める。そし
て、そのフレームのそのピクセルでは拍動性表示を行な
う様にする。

【０１８４】一方、２０フレーム中で１４フレーム未満
の運動体の速度しか検出できなければ、この場合に計算
する基準速度は信頼性がないと判断し、基準速度を計算
せず補正速度を求めない（図２９中の（４）参照）。し
かし、血流信号は検出されているので、血流の存在を示
すため、そのフレームのそのピクセルでは通常のパワー
表示で表示する様にする。もちろん、運動体の速度が検
出されていないピクセルでは拍動性表示もパワー表示も
しない。

【０１８５】この結果、図３０（ａ）に示すように、拍
動性表示とパワー表示とが混在して表示されることにな
る（以下、この表示を「拍動流・パワー混在表示」と称
する）。このように拍動流・パワー混在表示にすること
により、検出された血管は全て表示できることになり、
かつ運動体の速度の補正ができた血管は拍動性が表示で
き、血管検出能が高くかつより高い検出確率で拍動性表
示が可能で、診断能が大きく向上する。

【０１８６】この拍動流・パワー混在表示においては、
拍動性画像とパワー画像をカラーで表示すれば視認性が
向上して効果的である。この場合のカラーバーの例を図
３０（ｂ）、（ｃ）に示す。カラーバーは、補正速度
（拍動流）のカラーバーと、パワーのカラーバーとを同
時に表示する。

【０１８７】図３０（ｂ）は、図１０（ａ）の補正速度
のカラーバーと通常のパワーのカラーバーとを組み合わ
せた例であり、図３０（ｃ）は、図１０（ｂ）の補正速
度のカラーバーと通常のパワーのカラーバーとを組み合
わせた例である。いずれの場合も、補正速度とパワーと
が別の色で表示されるので、拍動流とパワーの区別が明
瞭にできてかつ拍動流については拍動の程度が明瞭に示
され、検出能と診断能が大きく向上する。

【０１８８】さらに、前述した図３０（ａ）に示す補正
速度のカラーバーには、上限値と下限値が表示されてい
る。この様にすることにより、補正速度のカラーから拍
動の程度を更に読み取り易くすることができる。

【０１８９】さらに、図３０（ｄ）に示すように、図示
しない操作パネル上に設定スイッチを設けることによ
り、図３０（ａ）の画像を見ながら、補正速度の上限
値、下限値を適切に設定することができ、拍動の視認性
を向上することができる。また、図３０（ａ）の画面上
に折返り速度を表示し、さらに図３０（ｄ）に示すよう
に、図示しない操作パネル上に設定スイッチを設けるこ
とにより、図３０（ａ）の画像を見ながら、折返り速度
を適切に設定して、拍動の表示性能を向上させることが
できる。

【０１９０】以上により、本適用例によれば、血流と拍
動性の検出能を高くし、かつ拍動の視認性を向上させる
ことにより、診断能をより大きく向上させることが可能
になる。

【０１９１】なお、本発明は、代表的に例示した上記実
施例に限定されるものではなく、当業者であれば、特許
請求の範囲の記載内容に基づき、その要旨を逸脱しない
範囲内で種々の態様に変形、変更して実施でき、これら
の変更、変形例も本発明の権利範囲に属する。

【０１９２】

【発明の効果】以上説明したように、本発明によれば、
血流の補正速度を２次元的または３次元的に表示するこ
とにより、血流の拍動性を効果的に表示することがで
き、動脈、静脈、門脈等を識別することができる。従っ
て、血管の視認性が向上し、検査効率と精度が向上し、
診断能が大幅に向上する。

【０１９３】また、本発明において３次元スキャンを行
って血流の拍動性を捉えて３次元的に表示する場合、１
断面を複数回スキャンしながら３次元スキャンを行うこ
とにより、精度の高い拍動性データを３次元的に得るこ
とができ、診断能が大幅に向上する。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の第１実施形態に係る超音波診断装置の
全体構成を示す概略ブロック図。

【図２】補正速度演算器の全体構成を示す概略ブロック
図。

【図３】瞬時速度を平均速度で除算する場合の補正速度
演算器の具体例を示す概略ブロック図。

【図４】（ａ）及び（ｂ）は瞬時速度抽出器の動作を説
明する時間ー速度のグラフで、（ａ）は瞬時速度として
データ群の最新のデータを採用する場合のグラフ、
（ｂ）は瞬時速度としてデータ群の中央のデータを採用
する場合のグラフ。

【図５】（ａ）〜（ｃ）は、１心拍時間の速度データの
平均値としてベクトル的な平均値又はその絶対値を用い
る場合の説明図。

【図６】拍動の特徴を示す速度を代表的な速度基準の値
に変換する場合の補正速度演算器の具体例を示す概略ブ
ロック図。

【図７】折り返り補正機能を有する場合の補正速度演算
器の具体例を示す概略ブロック図。

【図８】折り返り補正法の例を説明する図。

【図９】（ａ）は、補正速度の表示例を示す図、（ｂ）
は、（ａ）に対応した補正速度の時間的な変化を示すグ
ラフ。

【図１０】（ａ）〜（ｅ）は、カラーバーの表示例を説
明する図。

【図１１】（ａ）及び（ｂ）は、従来の速度モードの表
示で動脈を捉えた場合の説明図。

【図１２】（ａ）及び（ｂ）は、本発明の場合の補正速
度の表示で図１１と同じ動脈を捉えた場合の説明図。

【図１３】（ａ）は、補正速度の変化を緩和しない場合
の補正速度の時間変化を示すグラフ、（ｂ）は、補正速
度の変化を緩和した場合の補正速度の時間変化を示すグ
ラフ、（ｃ）は、補正速度の変化を緩和する機能を有す
る表示部の要部構成を示す概略ブロック図。

【図１４】表示部内に補正速度演算器を有する構成例の
概略ブロック図。

【図１５】本発明の第２実施形態に係る超音波診断装置
の全体構成を示す概略ブロック図。

【図１６】（ａ）〜（ｃ）は、ボリュームスキャンの一
例を説明する図。

【図１７】（ａ）〜（ｃ）は、ボリュームスキャンのそ
の他の例を説明する図。

【図１８】（ａ）〜（ｃ）は、ボリュームスキャンの制
御シーケンスの一例を説明する図。

【図１９】（ａ）〜（ｃ）は、２次元アレイプローブを
用いた電子スキャンを他の方法と比較した場合の説明
図。

【図２０】拍動の特徴を示す速度として最大速度を採用
した場合の補正速度演算器の具体例を示す概略ブロック
図。

【図２１】図２０に示す補正速度演算器の動作を説明す
る時間−速度のグラフ。

【図２２】（ａ）及び（ｂ）は、３次元画像の表示例を
説明する図。

【図２３】拍動しているにも拘わらず拍動性画像が明瞭
に表示されない場合の例を説明する時間−ドプラ速度の
グラフ。

【図２４】マーカで指定されたピクセルの速度の時間変
化を示すグラフを拍動性画像と同時に表示する場合を説
明する図。

【図２５】（ａ）〜（ｃ）は、マーカで指定されたピク
セルの速度の時間変化を示す各種グラフ。

【図２６】補正速度として正規化速度を採用する場合の
演算方法の概要を説明する図。

【図２７】２回平均方式による動脈の場合の平均値を説
明する図。

【図２８】２回平均方式による静脈の場合の平均値を説
明する図。

【図２９】１心拍中の速度データの有効フレーム率を用
いて拍動性演算の有効・無効を判定する場合を説明する
図。

【図３０】（ａ）〜（ｄ）は、拍動性とパワーの混在表
示を説明する図。

【符号の説明】

１プローブ２、２Ａ送信部３、３Ａ受信部４、４Ａ、４ＢＣＦＭ処理部５断層像処理部６、６Ａ、６Ｂ表示部７２次元アレイプローブ８表示部（３次元表示の場合）２１送信パルス発生器２２送信ビームフォーマ２３スキャン制御器３１プリアンプ３２受信ビームフォーマ４１動き要素信号抽出部４２、４２Ａ〜４２Ｅ補正速度演算器４３拍動の特徴を示す速度（運動体の速度）演算器４３Ａ瞬時速度抽出器４３Ｂ最大速度検出器４４代表的な速度（基準速度）演算器４４Ａ平均速度演算器４５補正器４５Ａ除算器４５Ｂ平均速度基準速度変換器４６速度演算器４７バッファメモリ４８１心拍時間設定器４９折返り補正器６０補正速度変化緩和器６１カラーイメージメモリ６２断層像イメージメモリ６３ＤＳＣ６４モニタ６５速度補正演算器（表示部側）６６拍動の特徴を示す速度（運動体の速度）演算器６７代表的な速度（基準速度）演算器６８補正器６９バッファメモリ７０１心拍時間設定器８１３次元カラーイメージメモリ８２３次元断層像イメージメモリ８３ＤＳＣ８４モニタ

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Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】被検体内に超音波パルスを送受信しなが
らスキャンを行なうスキャン手段と、前記スキャン手段によるスキャンで得られる受信信号か
ら前記被検体内の運動体の速度を順次求める手段と、所定時間中に得られる複数の前記速度から基準速度を求
め、前記運動体の速度それぞれを前記基準速度を用いて
補正する処理手段と、前記処理手段で求めたデータを、前記所定期間中に複数
回更新するように表示する表示手段とを備えたことを特
徴とする超音波診断装置。
【請求項２】前記基準速度は、１）所定時間の速度の平均値又はこの平均値の絶対値、２）所定時間の速度の絶対値の平均値、３）所定時間の速度のＲＭＳ値（Root Mean Square Val
ue）、４）所定時間の速度又はこの速度の絶対値に対し、ＦＩ
Ｒ（Finite Impulse Response）フィルタ、ＩＩＲ（Inf
inite Impulse Response）フィルタ、及び非線形フィル
タのいずれかを用いて演算した値又はその絶対値、及び５）所定時間の速度のベクトル的な平均値又はこの平均
値の絶対値、の内の少なくとも１つ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３】前記処理手段は、１）前記運動体の速度を前記基準速度で除算する手段、
及び２）前記運動体の速度を前記基準速度に対する相対的な
値に変換する手段の内の少なくとも１つを備えたことを
特徴とする請求項１記載の超音波診断装置。
【請求項４】被検体内に超音波パルスを送受信しなが
らスキャンを行なうスキャン手段と、前記スキャン手段によるスキャンで得られる受信信号か
ら前記被検体内の移動体に関する速度情報を求める手段
と、前記速度情報に基づいて、拍動の状態を表す表示画像を
生成する表示画像生成手段と、前記速度情報に基づいて、拍動表示のオン・オフ動作を
切り替えるように前記表示画像生成手段を制御する手段
とを備えたことを特徴とする超音波診断装置。
【請求項５】前記処理手段は、前記速度のサンプリン
グ定理に基づく折り返りを補正する手段と、前記処理手
段で求めたデータの時間的変化を緩和する手段との少な
くとも１つを備えた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６】前記スキャン手段は、前記被検体内の１
断面を心拍動の駆出期に対応する時間の逆数で示される
値以上のフレーム数でスキャンす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７】前記表示手段は、前記処理手段で求めた
データの２次元画像を表示す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８】被検体内に超音波パルスを送受信しなが
ら１断面を１心拍分に相当する複数回スキャンしながら
３次元的にスキャンするスキャン手段と、前記スキャン手段による３次元的なスキャンで得られる
受信信号から前記被検体内の運動体の速度を順次求める
手段と、所定期間中に得られる複数の前記速度から基準速度を求
め、前記運動体の速度それぞれを前記基準速度を用いて
補正する処理手段と、前記処理手段で求めたデータの少なくとも３次元画像
を、前記所定期間中に複数回更新するように表示する表
示手段とを備えたことを特徴とする超音波診断装置。
【請求項９】前記スキャン手段は、２次元アレイ振動
子を用いた電子スキャンにより前記被検体を３次元的に
スキャンする手段であり、前記運動体の速度は、所定時間の最大速度であり、前記基準速度は、前記被検体の心時相で変化しない情報
であることを特徴とする請求項８記載の超音波診断装
置。
【請求項１０】前記断面の断層像を得る手段を更に備
え、前記表示手段は、前記断層像と前記処理手段で求めたデ
ータの画像とを同一モニタ上に表示する手段と、前記断
層像に前記処理手段で求めたデータの画像を重畳表示す
る手段との少なくとも１つを備え、前記断層像は、２次元画像又は３次元画像であることを
特徴とする請求項１または請求項８記載の超音波診断装
置。
【請求項１１】前記処理手段で求めたデータの画像を
カラーで表示する手段と、前記処理手段で求めたデータと前記被検体の運動体から
の散乱エコーのパワー情報とを組み合わせた情報を表示
する手段と、前記処理手段で求めたデータの大きさが前記基準速度の
近傍及びそれよりも小さい値に対しては所定のカラーバ
ーの色を低速を表す色とし、前記処理手段で求めたデー
タの大きさが前記基準速度の近傍より大きくなるにつれ
て前記カラーバーの色を高速を表す色とするように表示
する手段と、前記処理手段で求めたデータと折り返り速度とを同時に
表示する手段との少なくとも１つを備えたことを特徴と
する請求項１または請求項８記載の超音波診断装置。
【請求項１２】前記処理手段は、前記被検体内の運動
体の速度をピクセル毎に求める手段を備え、この１つ以
上のピクセルにおける速度の時間変化のグラフを、前記
処理手段で求めたデータの画像と同時に表示する手段を
備えたことを特徴とする請求項１または請求項８記載の
超音波診断装置。
【請求項１３】前記処理手段は、パルサティリティー
・インデックス（ＰＩ）、レジスティビティ・インデッ
クス（ＲＩ）等のインデックスを求める処理手段を備え
たことを特徴とする請求項８記載の超音波診断装置。
【請求項１４】前記処理手段で求めたデータの画像と
前記被検体の運動体からの散乱エコーのパワー情報の画
像とを混在させて表示する手段と、前記処理手段で求めたデータと前記パワー情報とを組み
合わせた情報の画像と前記パワー情報の画像とを混在さ
せて表示する手段と、前記処理手段で求めたデータのカラーバーと前記パワー
情報のカラーバーを同時に表示する手段と、前記処理手段で求めたデータと前記パワー情報とを組み
合わせて表すカラーバーと前記パワー情報のカラーバー
を同時に表示する手段と、前記処理手段で求めたデータのカラーバーの上限値と下
限値を設定する手段と、前記処理手段で求めたデータのカラーバーの上限値、下
限値、及び折返り速度の少なくとも１つを表示する手段
と、の内の少なくとも１つを備えたことを特徴とする請
求項１または請求項８記載の超音波診断装置。
【請求項１５】前記平均を行なった後、平均値の（１
＋α）倍（α≧０）以下の前記運動体の速度を用いて再
度前記平均を行い、この２回目の平均値を前記基準速度
とすることを特徴とする請求項２記載の超音波診断装
置。