JP2006320399A

JP2006320399A - 超音波ドプラ血流計

Info

Publication number: JP2006320399A
Application number: JP2005144315A
Authority: JP
Inventors: Morio Nishigaki; 森緒西垣
Original assignee: Matsushita Electric Industrial Co Ltd
Current assignee: Panasonic Holdings Corp
Priority date: 2005-05-17
Filing date: 2005-05-17
Publication date: 2006-11-30

Abstract

【課題】並列受信法を使用していても表示画像上の表示ムラを低減させることのできる超音波ドプラ血流計を提供すること。
【解決手段】送信器１２および受信器１３は、２ｎ回目の走査と（２ｎ＋１）回目の走査とで、送信ビームの発生位置を変えて、同じ部位に方向の異なる送受合成ビームを形成し、それぞれの送受合成ビームからカラーフロー信号処理部１４が血流情報を抽出し、ＤＳＣ１６でそれぞれの送受合成ビームの血流情報を時間的に補間して画像を形成する。
【選択図】図１

Description

本発明は、体内の血流を観測する超音波ドプラ血流計に関するものである。

超音波診断装置の中で超音波ドプラ血流計は、信号処理により、生体内の臓器などの形態情報や血流の流れの情報を表示することができる。

図５は血流の流れの情報を表示する超音波ドプラ血流計のブロック図である。

探触子５１は、送信器５２で生成された電気パルスを超音波に変換し、図示されない被検体に超音波を照射する。照射された超音波は、臓器や血管において反射し、探触子５１に戻ってくる。

戻ってきた超音波は、探触子５１で電気信号に変換され、受信器５３を経てカラーフロー信号処理部５４およびＢモード信号処理部５５に入力される。

カラーフロー信号処理部５４に入力された信号は、直交検波器５４１で直交検波され、メモリ５４２ａ，５４２ｂに蓄積される。

カラーフロー信号処理においては、同じ部位に複数回送信され受信した信号を蓄積し、その位相の変化から血流の情報を得る。送受信が同じ部位に対し数回〜十数回程度行われ、その数回〜十数回分の受信信号がそれぞれ直交検波されてメモリ５４２ａ，５４２ｂに蓄積される。

メモリ５４２ａ，５４２ｂに蓄積された信号から同じ部位の信号を出力し、ＭＴＩ（Moving Target Indicator）フィルタ５４３ａ，５４３ｂに入力する。ＭＴＩフィルタ５４３ａ，５４３ｂは、一種のハイパスフィルタである。体内から返ってきた信号には血液からのものと血管壁や臓器などからのものがあり、血液からのものは位相の変化が大きく、血管壁や臓器などからのものは位相の変化が小さいので、ハイパスフィルタにより位相の変化が大きい血液の情報だけを抽出することができる。

ＭＴＩフィルタ５４３ａ，５４３ｂの出力は、相関演算器５４４に入力される。相関演算器５４４は信号の自己相関演算を行うことで位相の変化の大きさ、つまり血流の速度と、振幅を算出する。

ここで、血液の流れ方向に対する送受信の方向と、算出される血流速度の関係を説明しておく。

図６に示すように、血管６０に対し、超音波のビーム方向がθであるとき、本来の血流速度がＶだとすると、相関演算器５４４により算出される速度Ｖ１は次式のようになる。
Ｖ１＝Ｖcosθ

したがって、超音波ビームと血流の方向が直交していれば、Ｖ１は常にゼロとなり、血流は検出されない。

一方、Ｂモード信号処理部５５では、検波器５５１を用いて振幅情報を抽出する。検波の方式としては包絡線検波がよく用いられる。

カラーフロー信号処理部５４で得られた血流情報と、Ｂモード信号処理部５５で得られた振幅情報は、ディジタルスキャンコンバータ（ＤＳＣ）５６において一つの画像情報にまとめられ、表示器５７に表示される。

ＤＳＣ５６における処理は、カラーフローの血流情報とＢモードの振幅情報の合成のほか、音響ビームの走査を表示器５７の走査に変換することである。音響ビームは信号の間隔が一定でない場合が多いため、表示器５７の走査の画素を作り出すため、空間的な補間が行われる。

また、音響ビームの走査におけるフレームレートは表示器５７のフレームレートと合致しておらず、特にカラーフローにおける信号処理ではフレームレートが数フレーム毎秒と遅いため、時間方向にも補間を行う。したがって、表示器５７用の画素は離散された時間における音響的走査の複数の信号から平均などの処理により作成されたものである。

二次元画像を構成するためには、開口の位置を少しずつずらして送受信を行う方法が用いられている。二次元走査の説明については公知であるため割愛するが、最近では電気的な切替により行う方式が主流である。

血流情報を得る際に、同じ部位の信号を数個〜十数個蓄積することは既に述べた。同じ部位の信号を蓄積するには、蓄積したい個数分の送受信を同じ部位に対して行う必要がある。同じ部位に何回も送受信を行うと、１回の二次元走査を完了するまでの時間が長くなり、リアルタイム性が失われるという問題があり、これを解決する手法として並列受信法が提案されている（例えば、特許文献１参照）。並列受信法は、一本の送信ビームに対し、受信ビームを複数本用いるものである。

図７は、並列受信法の一例を示す図である。この図においては受信ビームは２本である。探触子５１の開口５１１があり、送信受信の開口中心は一致している（実際の装置では、送信開口幅と受信開口幅が異なる場合が多いが、ここでは説明を簡単にするために同一の開口幅とする）。

開口中心から開口５１１に垂直に送信ビーム（ＴＸ）を照射する。深さｄの点でのビーム形成を考えると、深さｄにおいては、２本の受信ビーム（ＲＸ１、ＲＸ２）は送信ビームから左右に微小角に振り分けられている。

深さｄにおける送信ビームの焦点をＦｔｘとし、受信ビームの焦点をＦｒｘ１、Ｆｒｘ２とすると、送受の合成焦点Ｆ１、Ｆ２は、送信焦点と受信焦点の間に位置し、例えば、受信と送信のビーム集束度合いが同程度の場合は、送信焦点と受信焦点の中間となる。

このように、二つの方向からの信号を同時に受信することで、画像１枚に要する送受信の回数を減らすことができ、リアルタイム性の高い画像を提供することができる。

受信ビームの本数は２本より増やすことができ、例えば１回の送信に対し４本の受信ビームを設定することも可能である。受信ビームの本数は理論的にはいくらでも増やすことが可能であるが、送信ビームと受信ビームの指向性が離れている場合、感度の低下が問題となるため、４本の受信ビームを設定する４並列受信程度が一般的な実用範囲といえる。

特公昭５６−２００１７号公報

このような並列受信法を超音波ドプラ血流計に使用するにあたり、発生する問題について説明する。

図８に示すように探触子５１の開口５１１を用いて送受信を行ったとき、送信ビームに対して直角に血管６０が走行しており、血液が流れているとする。本来は送信ビームに対して血流の方向が直交しているとドプラ偏移が起こらず、血流は検知できないはずである。

ところが、並列受信法の場合、受信ビームが送信ビームに対して左右に微小角開いた形状で形成されるために、第１の合成ビームの方向および第２の合成ビームの方向は、血管に対してそれぞれφ１、φ２の角度で交差することになる。

φ１は９０度より大きく、φ２は小さい。したがって、検知される流れは第１の合成ビームと第２の合成ビームとで逆方向となる。

図９のように、それぞれの開口位置において順次走査を行うとすると、各走査位置での第１の受信ビームは正方向の流れを、第２の受信ビームは逆方向の流れを表示することになり、縞模様の画像が表示されることになる。

本発明は、従来の問題を解決するためになされたもので、並列受信法を使用していても表示画像上の表示ムラを低減させることのできる超音波ドプラ血流計を提供することを目的とする。

本発明の超音波ドプラ血流計は、送信ビームを発生する送信回路と、一つの送信ビームに対し同時に複数の受信ビームを形成する並列受信を行う受信回路と、同じ部位に対する複数の送受信の受信信号から血流情報を抽出する信号処理部と、前記血流情報に時間的補間をかけて画像を作成する画像処理部とを備え、前記送信回路および受信回路は、同じ部位に方向の異なる複数の前記受信ビームを形成し、前記信号処理部は、前記複数の受信ビームのそれぞれの前記血流情報を抽出し、前記画像処理部は、前記複数の血流情報に時間的補間をかけて画像を作成する構成を有している。

この構成により、同じ部位に方向の異なる複数の受信ビームが形成され、この受信ビームによる血流情報が時間的に補間されて画像が形成される。したがって、並列受信による表示画像上の表示ムラを低減させることができる。

ここで、前記受信回路は、一つの送信ビームに対し一つの受信ビームを形成する単一受信も行い、同じ部位に方向の異なる複数の前記並列受信の受信ビームおよび前記単一受信の受信ビームを形成する構成とした。

この構成により、同じ部位に方向の異なる並列受信の受信ビームと単一受信の受信ビームが形成され、この受信ビームによる血流情報が時間的に補間されて画像が形成される。したがって、並列受信による表示画像上の表示ムラを低減させることができる。

また、前記受信回路は、複数回の前記並列受信において、異なる回の前記並列受信の複数の受信ビームの一部を、同じ部位に方向が異なるように形成する構成とした。

この構成により、複数回の並列受信の異なる回の受信ビームの一部が同じ部位に方向が異なるように形成される。したがって、並列受信による表示画像上の表示ムラを低減させることができる。

本発明によれば、同じ部位に方向の異なる複数の受信ビームを形成し、この受信ビームによる血流情報を時間的に補間をかけ画像を形成しているので、並列受信による表示画像上の表示ムラを低減させることができる。

以下、本発明の実施の形態について、図面を参照して説明する。

（第１の実施の形態）
図１は本発明の第１の実施の形態の超音波ドプラ血流計を示す図である。

図１において、超音波ドプラ血流計は、被検体に超音波を照射するとともに臓器や血管において反射した超音波を受信する探触子１１と、探触子１１で送信する送信パルスを生成する送信器１２と、探触子１１で受信され電気信号に変換された信号から受信ビームを生成する受信器１３と、受信ビームから血流情報を生成するカラーフロー信号処理部１４と、受信ビームからＢモードの振幅情報を生成するＢモード信号処理部１５と、カラーフロー信号処理部１４で得られた血流情報とＢモード信号処理部１５で得られた振幅情報を一つの画像情報にまとめて出力するディジタルスキャンコンバータ（ＤＳＣ）１６と、ＤＳＣ１６の出力する画像情報を表示する表示器１７とを備えている。

カラーフロー信号処理部１４は、入力された受信ビームを直交検波する直交検波器１４１と、直交検波された信号を蓄積するメモリ１４２ａ，１４２ｂと、メモリ１４２ａ，１４２ｂに蓄積された同じ部位の信号の位相の変化が大きい情報だけを抽出するＭＴＩフィルタ１４３ａ，１４３ｂと、ＭＴＩフィルタ１４３ａ，１４３ｂの出力する信号の自己相関演算を行って位相の変化の大きさ（血流の速度と振幅）を算出する相関演算器１４４とを備えている。

Ｂモード信号処理部１５は、受信ビームを検波して振幅情報を抽出する検波器１５１を備えている。

このような超音波ドプラ血流計において、送信器１２で生成された電気パルスは、探触子１１で超音波に変換され、被検体に照射される。照射された超音波は、臓器や血管において反射し、探触子１１に戻ってくる。

戻ってきた超音波は、探触子１１で電気信号に変換され、受信器１３を経てカラーフロー信号処理部１４およびＢモード信号処理部１５に入力される。

カラーフロー信号処理部１４に入力された信号は、直交検波器１４１で直交検波され、メモリ１４２ａ，１４２ｂに蓄積される。

カラーフロー信号処理においては、同じ部位に対し数回〜十数回程度行われた送受信の受信信号が、それぞれ直交検波されてメモリ１４２ａ，１４２ｂに蓄積される。

メモリ１４２ａ，１４２ｂに蓄積された信号から同じ部位の信号を、ＭＴＩフィルタ１４３ａ，１４３ｂに入力し、位相の変化が大きい血液の情報だけを抽出し、相関演算器１４４で信号の自己相関演算を行うことで位相の変化の大きさ、つまり血流の速度と、振幅を算出して血流情報として出力する。

Ｂモード信号処理部１５では、検波器１５１を用いて振幅情報を抽出する。検波の方式としては包絡線検波がよく用いられる。

カラーフロー信号処理部１４で得られた血流情報と、Ｂモード信号処理部１５で得られた振幅情報は、ＤＳＣ１６において一つの画像情報にまとめられ、表示器１７に表示される。

この超音波ドプラ血流計は、並列受信法を使用しており、その処理方法を図２を参照して説明する。

図２は、探触子１１内の振動子群１１１と、送信器１２および受信器１３で形成される送受合成ビームとの関係を示した図である。

２ｎ回目（ｎは正の整数）の走査においては、図２（ａ）に示すように、１回目の送受合成ビームの形成で、図８で示した第１の合成ビームおよび第２の合成ビームにあたる送受合成ビーム１Ａ，１Ｂを形成する。この送受合成ビームの送受信は、上述のように数回〜十数回行われ、それぞれの受信信号が直交検波器１４１で直交検波され、メモリ１４２ａ，１４２ｂに蓄積され、同じ部位の信号がＭＴＩフィルタ１４３ａ，１４３ｂに入力され、相関演算器１４４で自己相関演算され、血流情報がＤＳＣ１６に出力される。

同様に、２回目の送受合成ビームの形成で、送受合成ビーム２Ａ，２Ｂを形成し、３回目の送受合成ビームの形成で、送受合成ビーム３Ａ，３Ｂを形成する。

次の（２ｎ＋１）回目の走査においても同様に、図２（ｂ）に示すように、１回目の送受合成ビームの形成では１Ｂの送受合成ビームのみ形成し、２回目の送受合成ビームの形成で送受合成ビーム２Ａ，２Ｂを形成し、３回目の送受合成ビームの形成で送受合成ビーム３Ａ，３Ｂを形成し、４回目の送受合成ビームの形成では４Ａの送受合成ビームのみ形成する。

ここで、２ｎ回目の走査における送受合成ビーム１Ｂと、（２ｎ＋１）回目の走査における送受合成ビーム２Ａは、位置は同一であるが、図８で示したようにビーム方向は若干異なっている。

このような同一の位置に対するビーム方向が異なる送受合成ビームの血流情報が、ＤＳＣ１６において時間的な補間をかけられ、表示器１７に表示される。

背景技術でも述べたように、ＤＳＣ１６においては時間的な補間をかける手法が従来より用いられている。ある送受合成ビーム（もしくは画面表示における画素）に対し過去数回の平均を算出する。

本実施の形態においては、例えば（２ｎ＋１）回目の走査の送受合成ビーム２Ａの血流情報を得てから、２ｎ回目の走査の送受合成ビーム１Ｂとの平均をとる。平均は、２ｎ回目以前の同じ位置の送受合成ビームのデータを用いてもよく、また、古いデータには小さな係数を乗じ、新しいデータには大きな係数を乗じるような重み付けを行ってもよい。

このように、複数の走査において、同一の位置で送受合成ビームの方向をずらして時間的な補間をかけることで、並列受信におけるビーム方向の微細なずれによる表示画面上の縞模様のような表示ムラを低減させることができる。

（第２の実施の形態）
次に、本発明の第２の実施の形態の超音波ドプラ血流計を説明する。なお、本実施の形態は、上述の第１の実施の形態と略同様に構成されているので、図１を流用して、特徴部分のみ説明する。

本実施の形態の超音波ドプラ血流計は、並列受信と単一受信を混在させて行うことを特徴としている。

図３は、探触子１１内の振動子群１１１と、送信器１２および受信器１３で形成される送受合成ビームとの関係を示した図である。

３ｎ回目（ｎは正の整数）の走査においては、図３（ａ）に示すように、１回目の送受合成ビームの形成で送受合成ビーム１Ａ，１Ｂを形成し、２回目の送受合成ビームの形成では送信ビームと受信ビームを合致させた単一送受合成ビーム２を形成し、３回目の送受合成ビームの形成で送受合成ビーム３Ａ，３Ｂを作成し、４回目の送受合成ビームの形成では単一送受合成ビーム４を形成する。

次の（３ｎ＋１）回目の走査においては、図３（ｂ）に示すように、１回目の送受合成ビームの形成で単一送受合成ビーム１を形成し、２回目の送受合成ビームの形成で送受合成ビーム２Ａ，２Ｂを形成し、３回目の送受合成ビームの形成で単一送受合成ビーム３を形成し、４回目の送受合成ビームの形成で送受合成ビーム４Ａ，４Ｂを形成する。

さらに次の（３ｎ＋２）回目の走査においては、図３（ｃ）に示すように、１回目の送受合成ビームの形成では１Ｂの送受合成ビームのみ形成し、２回目の送受合成ビームの形成では単一送受合成ビーム２を形成し、３回目の送受合成ビームの形成で送受合成ビーム３Ａ，３Ｂを形成し、４回目の送受合成ビームの形成では単一送受合成ビーム４を形成し、５回目の送受合成ビームの形成では５Ａの送受合成ビームのみ形成する。

なお、各送受合成ビームによる送受信は、上述のように数回〜十数回行われ、同じ部位の信号がＭＴＩフィルタ１４３ａ，１４３ｂに入力され、相関演算器１４４で自己相関演算され、血流情報がＤＳＣ１６に出力される。

ここで、３ｎ回目の走査における送受合成ビーム１Ｂと、（３ｎ＋１）回目の走査における送受合成ビーム２Ａと、（３ｎ＋２）回目の走査における単一送受合成ビーム２は、位置は同一であるが、図８で示したようにビーム方向は若干異なっている。

このような同一の位置に対するビーム方向が異なる送受合成ビームの血流情報が、上述の実施の形態と同様、ＤＳＣ１６において時間的な補間をかけられ、表示器１７に表示される。

（第３の実施の形態）
次に、本発明の第３の実施の形態の超音波ドプラ血流計を説明する。なお、本実施の形態は、上述の第１の実施の形態と略同様に構成されているので、図１を流用して、特徴部分のみ説明する。

本実施の形態の超音波ドプラ血流計は、１回の走査で並列受信のビームの一部を重ねて行うことを特徴としている。

図４は、探触子１１内の振動子群１１１と、送信器１２および受信器１３で形成される送受合成ビームとの関係を示した図である。なお、この図は４並列受信を行ったときの例である。

４ｎ回目（ｎは正の整数）の走査においては、図４（ａ）に示すように、１回目の送受信で送受合成ビーム１Ａ，１Ｂ，１Ｃ，１Ｄを形成し、２回目の送受信で送受合成ビーム２Ａ，２Ｂ，２Ｃ，２Ｄを形成し、３回目の送受信で送受合成ビーム３Ａ，３Ｂ，３Ｃ，３Ｄを作成する。

ここで１回目の送受合成ビーム１Ｄと２回目の送受合成ビーム２Ａは位置は同一であるが、図８で示したようにビーム方向は若干異なっている。

このように、１回の走査において、送受合成ビームの一部を重ねて形成し、時間的な補間をかけることで、並列受信におけるビーム方向の微細なずれによる表示画面上の縞模様のような表示ムラを低減させることができる。

なお、４ｎ回目の次の（４ｎ＋１）回目の走査から、図４（ｂ）に示すように、送受合成ビームを重ねる位置を順にずらすようにすれば、画面全体の表示ムラを低減させることができる。

以上のように、本発明にかかる超音波ドプラ血流計は、並列受信による表示画像上の表示ムラを低減させることができるという効果を有し、体内の血流を観測する超音波ドプラ血流計等として有用である。

本発明の第１の実施の形態における超音波ドプラ血流計のブロック図（ａ）本発明の第１の実施の形態における超音波ドプラ血流計の２ｎ回目の走査における送受合成ビームを示す図（ｂ）本発明の第１の実施の形態における超音波ドプラ血流計の（２ｎ＋１）回目の走査における送受合成ビームを示す図（ａ）本発明の第２の実施の形態における超音波ドプラ血流計の３ｎ回目の走査における送受合成ビームを示す図（ｂ）本発明の第２の実施の形態における超音波ドプラ血流計の（３ｎ＋１）回目の走査における送受合成ビームを示す図（ｃ）本発明の第２の実施の形態における超音波ドプラ血流計の（３ｎ＋２）回目の走査における送受合成ビームを示す図（ａ）本発明の第３の実施の形態における超音波ドプラ血流計の４ｎ回目の走査における送受合成ビームを示す図（ｂ）本発明の第３の実施の形態における超音波ドプラ血流計の（４ｎ＋１）回目の走査における送受合成ビームを示す図従来の超音波ドプラ血流計のブロック図血液の流れ方向と超音波ビームの送受信の方向との関係を示す図並列受信における送信ビームと受信ビームの関係を示す図並列受信における送信ビームに対して血流の方向が直交している場合の合成ビームを示す図従来の超音波ドプラ血流計における各走査位置での第１の受信ビームおよび第２の受信ビームを示す図

符号の説明

１１探触子
１１１振動子群
１２送信器
１３受信器
１４カラーフロー信号処理部
１４１直交検波器
１４２ａ，１４２ｂメモリ
１４３ａ，１４３ｂＭＴＩフィルタ
１４４相関演算器
１５Ｂモード信号処理部
１５１検波器
１６ディジタルスキャンコンバータ（ＤＳＣ）
１７表示器
５１探触子
５１１開口
５２送信器
５３受信器
５４カラーフロー信号処理部
５４１直交検波器
５４２ａ，５４２ｂメモリ
５４３ａ，５４３ｂＭＴＩフィルタ
５４４相関演算器
５５Ｂモード信号処理部
５５１検波器
５６ディジタルスキャンコンバータ（ＤＳＣ）
５７表示器
６０血管

Claims

送信ビームを発生する送信回路と、一つの送信ビームに対し同時に複数の受信ビームを形成する並列受信を行う受信回路と、同じ部位に対する複数の送受信の受信信号から血流情報を抽出する信号処理部と、前記血流情報に時間的補間をかけて画像を作成する画像処理部とを備え、前記送信回路および受信回路は、同じ部位に方向の異なる複数の前記受信ビームを形成し、前記信号処理部は、前記複数の受信ビームのそれぞれの前記血流情報を抽出し、前記画像処理部は、前記複数の血流情報に時間的補間をかけて画像を作成することを特徴とする超音波ドプラ血流計。
前記受信回路は、一つの送信ビームに対し一つの受信ビームを形成する単一受信も行い、同じ部位に方向の異なる複数の前記並列受信の受信ビームおよび前記単一受信の受信ビームを形成することを特徴とする請求項１に記載の超音波ドプラ血流計。
前記受信回路は、複数回の前記並列受信において、異なる回の前記並列受信の複数の受信ビームの一部を、同じ部位に方向が異なるように形成することを特徴とする請求項１に記載の超音波ドプラ血流計。