JP2008212746A - 超音波診断装置 - Google Patents

Abstract

【課題】超音波スキャンを行っている最中にリアルタイムでＰＩ、ＲＩなどを自動的に演算する。
【解決手段】超音波プローブ１１で得た受信超音波信号を、受信プリアンプ２１、Ａ／Ｄ変換器２２、ビームフォーマ２３を経て検波回路２４に送ってドプラ効果による周波数シフトを求め、さらにこれをレンジゲート２５、クラッタ除去回路２６を経てＤＳＰ２７に送り、そのドプラ周波数シフトの周波数スペクトルを求めるＦＦＴを行い、これを超音波信号の受信ごとに繰り返して順次得た周波数スペクトルを時間方向にトレースすることによって流速波形を求め、この流速波形をＦＩＲフィルタで微分して極値を検知し、その極値が前に求めた最大流速の類似範囲に入っていることを判定して、前に求めた最大流速の時点から今回最大流速が得られた時点までの時間間隔を１心拍時間として得、この１心拍時間や最大流速などからＰＩ、ＲＩなどを自動的に演算する。
【選択図】 図１

Description

この発明は、医学的な診断に用いられる超音波診断装置に関し、とくに被検体内の流体運動を画像化する超音波診断装置に関する。

超音波診断装置は、超音波ビームを被検体（被診察者の身体）内に入射し、その反射波を受波することによって身体内の断層像を得たり、ドプラ現象を利用して血流などの速度を表す画像を描出したりするものであり、医学的診断用途に広く普及している。超音波ドプラの基本的な原理は、流体からの反射波が受けたドプラ効果を超音波キャリア周波数の偏移として検出することにより流体の運動情報を得るというものである。

具体的には、通常、超音波振動子を備えたプローブ（探触子）に、所定周波数の送信信号を送ってプローブ内の振動子を励振し、超音波を被検体内部に放射し、被検体内部で反射した超音波をそのプローブの振動子で受ける。プローブで検出した反射波信号は検波してキャリア周波数からの偏移成分のみ取り出し、それを周波数分析しスペクトルを得る。この周波数スペクトルは流体の速度に対応する。この周波数スペクトルを取得する超音波スキャンを繰り返し行い、このスペクトルを時間的にスクロールしながら表示することにより、血流などの流速の時間的変化を表す波形を得ることができる。

臨床医療では、１心拍内の波形に対して、最大流速・最小流速・平均流速を求め、ＰＩ、ＲＩと呼ばれる値を計算し、これらの値が適性範囲に入っているかを調べて疾患の診断を行う。
ＰＩ、ＲＩは
ＰＩ＝（収縮期最高血流速度−拡張終末期血流速度）／平均血流速度
ＲＩ＝（収縮期最高血流速度−拡張終末期血流速度）／収縮期最高血流速度
と定義されており、これらの値を演算するためには収縮期最高血流速度、拡張終末期血流速度、平均血流速度が必要であるが、通常、拡張終末期血流速度＝最小血流速度と近似している。

しかしながら、従来の超音波診断装置では、ＰＩ、ＲＩなどを求めることが簡単にできないという問題がある。これらの値を求めるためにはいったん超音波スキャンを停止し、表示されているスペクトル画像からデータを求めて演算する必要があり、リアルタイム性が損なわれる。加えて、ユーザは最大流速がどこで、最小流速がどこかを計算ソフトに指示したり、１心拍がどれだけの幅なのかを指示したりする必要もある。どの心拍期間に対して演算を行うかも指示する必要がある。

この発明は、上記に鑑み、超音波スキャンを行っている最中にリアルタイムでＰＩ、ＲＩなどを自動的に求めることを可能とする超音波診断装置を提供することを目的とする。

上記の目的を達成するため、この発明による超音波診断装置においては、超音波プローブと、該超音波プローブを介して超音波の送信および受信を行う超音波送受信手段と、受信した超音波反射波信号の周波数シフトを求める検波手段と、該周波数シフトのスペクトルを得るフーリエ変換手段と、所定期間毎に順次得られた該スペクトルの時間トレースデータを時間方向に微分する手段と、微分値の符号が変化したときのデータを極値として求め、この極値と以前の所定期間に得られた最大流速及び最小流速の情報から最大流速および最小流速を順次判定する手段と、該判定する手段により最大流速および最小流速が判定された場合に、その最大流速および最小流速から次の式
（収縮期最高血流速度−拡張終末期血流速度）／収縮期最高血流速度
で示されるＲＩ値を
（最大流速−最小流速）／最大流速
の算出式でリアルタイムで算出する手段と、該算出したＲＩ値を表示する手段とを備えることを特徴とする。

超音波送受信ごとに受信信号のドプラシフトの周波数スペクトルがリアルタイムで得られ、その時間トレースデータが時間方向に微分される。最大流速や最小流速は、このスペクトルの時間トレースデータにおける極値として現れるので、上記の微分値の符号が変化する極値のデータのみに着目すれば足りる。このように極値のデータにのみ着目して最大流速、最小流速を判定することとすれば、演算が簡潔になる。判定された最大流速間の時間間隔により１心拍期間を求めることができ、その１心拍期間内での平均流速、最大流速、最小流速よりＰＩ、ＲＩなどを求めることができるので、超音波送受を連続して行いながらリアルタイムでのＰＩ、ＲＩなどの自動的な算出が可能となる。

さらに、ドプラシフトの周波数スペクトルの時間トレースデータをスムージングする手段を備えるようにすれば、ノイズ等の影響を除去してより正確な測定ができる。

このスムージングする手段はＦＩＲフィルタで構成することができる。

上記のドプラシフトの周波数スペクトルの時間トレースデータを時間方向に微分する手段は、ＦＩＲフィルタで構成することができる。

スムージングする手段と微分する手段とをそれぞれＦＩＲフィルタで構成した場合には、一つのＦＩＲフィルタで両手段と兼用することが可能である。

以上説明したように、この発明の超音波診断装置によれば、超音波スキャンを行っている最中にリアルタイムでＰＩ、ＲＩなどを自動的に算出してこれらを流速波形と同様にディスプレイ画面に表示することが可能となり、ユーザは画質調整以外にとくに何らの操作も要することなく、これらの値を読み取ることができるため、疾患の診断がきわめて容易になる。

つぎに、この発明の実施の形態について図面を参照しながら詳細に説明する。
図１はこの発明の実施の形態を示す。この図１において、超音波プローブ１１は被検体（被検者の腹部などの身体）にあてられるもので、超音波振動子を有し、超音波ビームの身体内への送信と身体内部からの反射波の受信を行う。送信ドライバ回路１３がパルス制御回路１２からのパルスに応じて所定周波数の駆動信号をパルス状に発生する。このパルス状の駆動信号が超音波プローブ１１に送られ、その超音波振動子がパルス的に駆動されて励振させられ、所定周波数の超音波がパルス状に発生して、被検体内に放射される。

被検体内で反射した超音波はプローブ１１に戻ってきてその振動子を振動させて受信信号を出力させる。この受信信号は受信プリアンプ２１を経てＡ／Ｄ変換器２２に送られデジタル信号に変換される。この受信超音波反射波のデジタル信号はビームフォーマ２３に送られ、鋭い指向性の受信超音波ビームの電子的な形成がなされることにより、そのビーム上の信号が取り出され、検波回路２４に送られて、超音波キャリアの周波数で複素検波され、ＩとＱの信号が得られる。このＩ，Ｑの検波信号はレンジゲート２５を経て所定の時間範囲内のみ通過させられることにより、所定の反射深さの信号のみ取り出される。この受信超音波ビームの指向性と反射深さの限定により、所望の血管部分などの特定領域からの反射波のキャリア周波数からのドップラシフトを表す信号が取り出されることになる。

このレンジゲート２５を経た信号はクラッタ除去回路２６に送られ、流体以外の信号が低減された後、ＤＳＰ（Ｄｉｇｔａｌ
Ｓｉｇｎａｌ Ｐｒｏｃｅｓｓｏｒ）２７に送られ、ＦＦＴ（高速フーリエ変換）処理やＦＩＲ（Ｆｉｎｉｔｅ
Ｉｍｐｕｌｓｅ Ｒｅｓｐｏｎｓｅ）フィルタ処理などを受ける。ビデオ表示装置２８およびディスプレイ装置２９は、ＦＦＴ処理によって得られた周波数スペクトルを時間的にスクロールしながら表示することによって、図３に示すような流速の時間的な変化を表す波形を表示する。さらに、ＤＳＰ２７での演算によって求められた１心拍時間、最大流速、最小流速、ＰＩ、ＲＩなどの各値を表示する。

ＤＳＰ２７での処理のアルゴリズムは図２のフローチャートのとおりであり、ＦＦＴなどの各処理は、超音波スキャンに対応する一定時間周期で行われ、その演算ルーチンはタイマー３１の割り込みによって起動させられる。タイマー割り込み時間間隔はここでは２ミリ秒としている。このタイマー割り込みで、まずＦＦＴ処理３２が行われる。すなわち、レンジゲート２５内の信号のクラッタ除去回路２６を経たものをリングバッファ等のメモリに積算しておき、そのデータをタイマー割り込みで取り出してＦＦＴ処理する。ＦＦＴ処理３２によって得られたスペクトルはリアルタイムトレース処理３３を受ける。

このドプラスペクトルのデータは割り込み時間間隔で順次得られ、これらが一定数リングバッファ等で構成されたメモリに蓄積されることにより、ドプラスペクトルデータの時間トレースがなされる。このメモリ内容をそのまま表示すれば図３のような速度波形が表示される。メモリをリングバッファで構成し、現時点から一定割り込み回数前までのスペクトルデータをつねにメモリに蓄え、これを表示するようにすれば、図３のような波形が左方向にスクロールして表示されることになる。図３において横軸は時間ｔであり、縦軸は周波数シフトすなわち速度ｖとなる。

ドプラスペクトルは、各周波数シフトごとの強度分布スペクトルであるから、厳密にいえば１点の値をとるわけではなく、図３においても縦軸方向にある幅を有する。このドプラスペクトルにおいて、最も強度の高い周波数シフトは特定領域で最も支配的な速度に対応し、周波数シフトの平均値は特定領域での速度の平均値に対応するので、これらを取り出せば、図３に示すような細い曲線で示される速度波形が得られることになる。

この一定数のトレースデータに対してスムージングフィルタをかけてノイズを除去するとともに、そのスムージング後のデータをＡとし、これを別のリングバッファ等に蓄積する（図２のステップ３４）。スムージングフィルタはＦＩＲローパスフィルタで構成する。

つぎにこのリングバッファ等に蓄積された一定数のデータＡに対して微分フィルタ（ＦＩＲフィルタで構成される）をかけて微分値Ｄを取得する（ステップ３５）。前のタイマー割り込みルーチンで演算された値Ｄに対して、今回の割り込みで得られた値Ｄの符号が変っているかどうかを調べ（ステップ３６）、もし変っているなら、今回の割り込みで得られたＡを極値として認識し、前回の割り込みまでに得られた値を入れておく最大流速レジスタＲｍａｘの値の類似の範囲に今回のＡが入っているかどうかを調べる（ステップ４１、４２、４３）。ここで極値のみを処理していることにより、演算を簡潔にすることができる。最大流速や最小流速は極値をとるはずであるから、極値が得られた割り込みで最大流速・最小流速を判定すれば足りるからである。

ここでは、この類似の範囲は前回までのＲｍａｘの値の１．２倍〜０．８倍としており、今回のＡがその範囲内であれば類似であるとしている。そのため、まずステップ４１で今回のＡが前回までのＲｍａｘの値より大きいかを調べ、大きければ、ステップ４２で前回までのＲｍａｘの値の１．２倍と今回のＡとを比較し、今回のＡの方が大きくなければ、ステップ４３で前回までのＲｍａｘの値の０．８倍と今回のＡとを比較して今回のＡの方が大きければ類似性ありとする。類似性ありと判定されたとき、ステップ４４で心拍時間レジスタＲｈｂｔに、ハートレートカウンタＨＲＣの値に割り込み時間間隔をかけた値を入れる。ここで、ハートレートカウンタＨＲＣは各割り込みで順次インクリメントしていくカウンタである。

さらに、このＲｈｂｔの値が２００ミリ秒より小さくないことをステップ４５で判定したとき、１心拍が認識できたものとして、このＲｈｂｔの値を１心拍時間とする。このように、前回の割り込みまでの間に得られたＲｍａｘの値に類似するＡが今回の割り込みで得られ、かつＲｍａｘの値が得られた割り込みから今回の割り込みまでの時間として求めた１心拍時間が２００ミリ秒以上の正常値であるとの判定がなされたとき、１心拍が認識されたとしている。ここでは１心拍が認識できたことを「ロックした」と表現し、ロックした割り込みで、最大流速レジスタＲｍａｘの値をその心拍内での最大流速、最小流速レジスタＲｍｉｎの値をその心拍内での最小流速とする。そして、平均流速レジスタＲａｖｅは後述のように各割り込みで得たＡ値を順次積算しているので、そのＲａｖｅの値を心拍時間レジスタＲｈｂｔの値で割った値をその心拍内での平均流速とする。これら最大流速、最小流速、平均流速および心拍時間の各値をビデオ表示装置２８が持つプロセッサに送り（ステップ４６）、ＰＩ、ＲＩ等を演算してディスプレイ装置２９の画面に表示する。このロックした割り込みでは、その後、Ｒｍａｘの値をＡに入れ替えるとともにＲｍｉｎの値もＡに入れ替え、Ｒｈｂｔは今回得られた値のままとし、さらにＲａｖｅの値は０として、各レジスタを初期化する（ステップ４７）。この後割り込みを終了する（ステップ４８）。

ステップ４５で、Ｒｈｂｔの値が２００ミリ秒より小さいと判定されたときは、システムの仕様として定めた最短心拍時間の２００ミリ秒より短い心拍時間が検出されたこととなるので、ステップ４９に進み、心拍が正常に検知できなかったと判断し（これをアンロック状態と呼ぶ）、Ｒｍａｘ＝０、Ｒｍｉｎ＝０、Ｒａｖｅ＝０、Ｒｈｂｔ＝６秒（仕様内の検出しうる最大心拍時間）、ＨＲＣ＝０と初期化し、その後割り込みを終了する（ステップ４８）。

もし、極値が得られた割り込みでＡが前回までのＲｍａｘの値の類似の範囲に入らなかった場合、大きい方に外れたときはステップ４２からステップ５１に進み、小さい方に外れたときはステップ４３からステップ６１へと進む。大きい方に外れた場合は、連続した安定な検出が検出系で行われていないと判断し（アンロック）、ステップ５１に進んで、Ｒｍａｘ＝０、Ｒｍｉｎ＝０、Ｒａｖｅ＝０、Ｒｈｂｔ＝６秒、ＨＲＣ＝０と初期化し、その後割り込みを終了する（ステップ５２）。

小さい方に外れた場合は、ステップ６１でその値Ａが最小流速であるかどうかを判定する。そのため、このステップ６１では、（Ｒｍａｘ−Ａ）の絶対値が（Ｒｍａｘ−Ｒｍｉｎ）の絶対値より大きいかどうかを判定する。ここでＲｍａｘおよびＲｍｉｎは前回までの最大流速レジスタおよび最小流速レジスタの値である。これが大きいと判定されたときは、今回のＡが前回までのＲｍｉｎより小さいということであるから、最小流速であると判定されたこととなり、そのため、ステップ６２でＲｍｉｎの値をこのＡに更新する。その後、ＨＲＣをカウントアップし（ステップ６３）、ＲａｖｅにＡを積算して（ステップ６４）、割り込みを終了する（ステップ４８）。最小流速ではないと判定されたときは、Ｒｍｉｎの更新は行わずに、ＨＲＣをカウントアップし（ステップ６３）、ＲａｖｅにＡを積算して（ステップ６４）、割り込みを終了する（ステップ４８）。

ステップ３６で今回のＤが前のＤと符号が違うことを判定したが、符号が違わない場合は、ステップ７１に進んでＨＲＣをカウントアップし、つぎにステップ７２でＲａｖｅにＡを積算する。さらに、ステップ７３で、今回の割り込みまでの積算時間つまりＨＲＣ＊２ミリ秒が前回までのＲｈｂｔの値プラス２秒よりも大きいかどうかを判定する。大であれば、安定な心拍の検出がなされていないと判断し、ステップ７４でアンロック状態とし、Ｒｍａｘ＝０、Ｒｍｉｎ＝０、Ｒａｖｅ＝０、Ｒｈｂｔ＝６秒、ＨＲＣ＝０と初期化し、その後割り込みを終了する（ステップ７５）。小である場合は、このようなアンロックのステップ７４を経ずに終了する（ステップ７５）。

なお、この例では、上記からもわかるとおり、検出可能な心拍時間の仕様を６秒〜２００ミリ秒とするとともに、１心拍検知の指標となる最大流速の前回の値に対する類似範囲を１．２倍〜０．８倍としているが、これらは適宜変更可能である。また、最小流速の条件は前回までのＲｍａｘの値と今回のＡ値との差の絶対値が最大になることとしているが、最小流速に関しては、本来最小流速でなく拡張終末期血流速度を求めるべきであるところ、拡張終末期血流速度は最小流速で近似できるためこれを用いているので、最大流速の一つ前の極値とすることも可能である。通常、最大流速の一つ前の極値は、ほぼ最小流速と同じであることが多いからである。そのため、これについては、システムの定義上の問題ともいえるが、このように最大流速の一つ前の極値をもって最小流速とすれば、この値をＲｍｉｎに反映することは非常に簡単になることは指摘できる。さらに、タイマー割り込みの時間間隔は２ミリ秒とし、心拍時間が前回の心拍時間プラス２秒を超えるとアンロック状態としているが、これらの時間設定についても変更可能である。また、数心拍の平均をとって各値を求めることにより、より確度の高い値にすることも自明であろう。その他、微分フィルタとスムージングフィルタとは一つのＦＩＲフィルタで行うことも可能であるなど、アルゴリズムおよび具体的な構成に関してはいろいろのバリエーションがあり得ることはもちろんである。

この発明の実施の形態を示すブロック図。 同実施形態のＤＳＰの動作を説明するためのフローチャート。 流速波形を示すタイムチャート。

符号の説明

１１ 超音波プローブ
１２ パルス制御回路
１３ 送信ドライバ回路
２１ 受信プリアンプ
２２ Ａ／Ｄ変換器
２３ ビームフォーマ
２４ 検波回路
２５ レンジゲート
２６ クラッタ除去回路
２７ ＤＳＰ
２８ ビデオ表示装置
２９ ディスプレイ装置

Claims (1)

1. 超音波プローブと、該超音波プローブを介して超音波の送信および受信を行う超音波送受信手段と、受信した超音波反射波信号の周波数シフトを求める検波手段と、該周波数シフトのスペクトルを得るフーリエ変換手段と、所定期間毎に順次得られた該スペクトルの時間トレースデータを時間方向に微分する手段と、微分値の符号が変化したときのデータを極値として求め、この極値と以前の所定期間に得られた最大流速及び最小流速の情報から最大流速および最小流速を順次判定する手段と、該判定する手段により最大流速および最小流速が判定された場合に、その最大流速および最小流速から次の式
   （収縮期最高血流速度−拡張終末期血流速度）／収縮期最高血流速度
   で示されるＲＩ値を
   （最大流速−最小流速）／最大流速
   の算出式でリアルタイムで算出する手段と、該算出したＲＩ値を表示する手段とを備えることを特徴とする超音波診断装置。

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