JP2008301892A - 超音波診断装置及び超音波による速度測定方法 - Google Patents

Abstract

【課題】血流等の被検体の流れ速度及びその流れ方向を正確に取得すること。
【解決手段】超音波プローブ１０により超音波マルチビームを送信し、この超音波プローブ１０から出力される各ドプラ信号に基づいて三次元情報取得部２１によりレンジゲートＲＧにおける三次元流体情報として血流等の被検体１３の血流速度ｆ_０、方位角θ、仰角φを取得する。
【選択図】図４

Description

本発明は、ドプラ角度を測定して血流速度の絶対値を求めるドプラ角度補正に係り、例えば人体等の生体に流れる血流等の流体である被検体の速度を測定する超音波診断装置及び超音波による速度測定方法に関する。

超音波ドプラ診断装置は、超音波ビームを体内に照射し、例えば体内の血管中に流れる血液からの反射波を受波し、超音波ビームが血流で反射するときに反射波の周波数が入射する超音波ビームの周波数から僅かにずれるドプラ効果を利用して血流の速度を測定する。ところが、超音波ドプラ診断装置では、血流からの反射波の方向と血流方向との成す角度の影響を受けるために、血流方向の流速を直接測定するのに困難がある。

すなわち、超音波ドプラ診断装置は、超音波プローブから出力されるドプラ信号に基づいて二次元超音波断層像データを作成してディスプレイに表示する。医師等のユーザは、二次元超音波断層像データに含まれる血管の走行方向の画像情報からドプラ角度補正を行って血流速度の真値を得ようとするが、二次元超音波断層像データ内でドプラ角度補正を行って得られた血流速度も三次元方向となる奥行き方向の影響を補正しきれず、ドプラ角度補正を行って得られた血流速度は、信憑性に乏しい。
ドプラ角度補正は、パルスドプラ法（ＰＷＤ）を用いて超音波ビームを照射して例えば血流を計測する部位であるレンジゲート（ＲＧ）における血流速度を測定するのが通常であり、カラードプラ断層法では、ドプラ角度補正を行っていない。

ドプラ角度補正としては、例えば次のような技術がある。第１の技術として非特許文献１は、二次元で血流速度を測定するもので、例えば図２０に示すように超音波ビームの送受信器１と受信器２とを角度φ_１０を成して設け、この角度φ_１０及び血流の流れのベクトルＢの方向に対する送受信器１と受信器２との成す各角度θ_１０、θ_１１に基づいて二次元で血流速度を求める。図２１は送受信器１及び受信器２を模式的に示す。なお、Ｔｘは送信器を示し、Ｒｘ１、Ｒｘ２は受信器を示す。送受信器（Ｔｘ、Ｒｘ１）１は、血管１２を含む領域に超音波ビームを送信すると共に、受信器（Ｒｘ２）２は、血管１２からの反射波を受波する。

第２の技術として非特許文献２がある。この非特許文献２は、三次元で血流速度を測定することを開示するもので、図２２の模式図に示すように送信器（Ｔｘ）４及び２つの受信器（Ｒｘ１、Ｒｘ２）５、６を有する。送信器（Ｔｘ）４は、血管１２を含む領域に超音波ビームを送信すると共に、各受信器（Ｒｘ１、Ｒｘ２）５、６は、それぞれ血管１２からの各反射波を受波する。
Jorgen Arendet Jensen,"Estimation of blood velocities using ultrasound:A signal processing approach",Cambridge University Pres,New York,1996 Robin Steel and Peten J.Fish,"Error Propagation Bounds in Dual and Triple Bean Vecter Doppler Ultrasound",IEEE TRANSACTIONS ON ULTRASONICS,FERROELECTRISC,AND FREQUENCY CONTROL,VOL.49,NO.9,SEPTEMBER 2002

本発明の目的は、血流等の被検体の流れ速度及びその流れ方向を正確に取得できる超音波診断装置及び超音波による速度測定方法を提供することにある。

本発明の請求項１に記載の超音波診断装置は、超音波マルチビームを特定部位に流れる被検体に送波し、被検体における微小間隔の各部位からの各反射波を受波する超音波プローブと、超音波プローブから出力されるドプラ信号に基づいて特定部位における被検体の少なくとも三次元の流れ方向を含む三次元流体情報を取得する三次元情報取得部とを具備する。

本発明の請求項３に記載の超音波診断装置は、超音波マルチビームを特定部位に流れる被検体に送波し、被検体からの特定部位内に有する互いに隣接する複数部位からの各反射波を受波する超音波プローブと、超音波プローブから出力される各ドプラ信号に基づいて特定部位における被検体の少なくとも三次元の流れ方向を含む三次元流体情報を取得する三次元情報取得部とを具備する。

本発明の請求項１２に記載の超音波による速度測定方法は、超音波プローブによって超音波マルチビームを特定部位に流れる被検体に送波し、かつ被検体における微小間隔の各部位からの各反射波を受波し、超音波プローブから出力されるドプラ信号に基づいて特定部位における被検体の少なくとも三次元の流れ方向を含む三次元流体情報を取得する。

本発明の請求項１３に記載の超音波による速度測定方法は、超音波プローブによって超音波マルチビームを特定部位に流れる被検体に送波し、かつ被検体からの特定部位内に有する互いに隣接する複数部位からの各反射波を受波し、超音波プローブから出力される各ドプラ信号に基づいて特定部位における被検体の少なくとも三次元の流れ方向を含む三次元流体情報を取得する。

本発明によれば、血流等の被検体の流れ速度及びその流れ方向を正確に取得できる超音波診断装置及び超音波による速度測定方法を提供できる。

以下、本発明の第１の実施の形態について図面を参照して説明する。
図１は超音波ドプラ診断装置の構成図を示す。超音波プローブ１０は、複数のビームから成るパルスの超音波マルチビームを例えば人体等の生体１１内の血管１２内に流れる血流等の流体である被検体１３を含む特定部位（以下、レンジゲート：ＲＧと称する）に送波し、このレンジゲートＲＧからの反射波を受波する。この超音波プローブ１０は、複数の超音波振動子を二次元平面上に配列して成り、これら超音波振動子により超音波マルチビームの送波と反射波の受波を行う。

走査送受波部１４は、超音波プローブ１０の複数の超音波振動子を例えば電子的に走査し、各超音波振動子を順次駆動して超音波マルチビームを走査し、かつレンジゲートＲＧからの反射波を受波したときの各超音波振動子の各出力信号からドプラ信号を検出する。
ディジタル・スキャン・コンバータ（以下、ＤＳＣと称する）１５は、走査送受波部１４から出力されたドプラ信号をディジタル変換して画像メモリ等の記憶部１６に記憶し、この記憶部１６に記憶したディジタルドプラ信号をディスプレイ１７の走査に従って読み出し、アナログ変換してリアルタイムで例えば人体等の生体１１内の血管１２内に流れる血流等の被検体１３を含むレンジゲートＲＧの超音波画像をディスプレイ１７に表示するもので、三次元画像データ作成部１８と、三次元情報取得部１９と表示部２０とを有する。なお、ＤＳＣ１５には、ディスプレイ１７が接続されている。

三次元画像データ作成部１８は、走査送受波部１４から出力されたドプラ信号をディジタル変換して例えば予め設定された走査期間分のディジタルドプラ信号を記憶部１６に記憶することにより複数枚の断層画像得データ（スタックデータ）を取得し、これら断層画像得データを再構成することにより例えば人体等の生体１１内の血管１２内に流れる血流等の被検体１３を含むレンジゲートＲＧの三次元超音波画像データ（ボリュームデータ）を作成する。

三次元情報取得部１９は、三次元画像データ作成部１８により作成された三次元超音波画像データ中の特定部位すなわち例えば人体等の生体１１内の血管１３内に流れる血流等の被検体１３を含むレンジゲートＲＧにおける血流等の被検体１３の少なくとも三次元の流れ方向を含む三次元流体情報を取得する。この三次元情報取得部１９は、超音波プローブ１０から出力される各ドプラ信号に基づいて超音波プローブ１０により受波する各反射波の大きさと方位とに基づいて三次元流体情報を取得する。
すなわち、図２及び図３に示すように超音波プローブ１０は、複数の超音波振動子を二次元平面に設けたプローブ表面２１を有する。レンジゲートＲＧからの受信ビームＫ_１のベクトルの方位をθ_１、φ_１、ψ_１とし、血管１３の走行方向のベクトルの方位をθ_２、φ_２、ψ_２とすると、三次元情報取得部１９は、受信ビームＫ_１のベクトルにより表される血流速度と、受信ビームＫ_１のベクトルの方位θ_１、φ_１、ψ_１と、血管１３の走行方向の方位θ_２、φ_２、ψ_２とに基づいて三次元流体情報としてのレンジゲートＲＧにおける血流等の被検体１３の三次元の流れ方向及び血流等の被検体１３の血流量を表す流体ベクトルデータＫ_２を取得する。

次に、上記の如く構成された装置の動作について説明する。
超音波プローブ１０は、走査送受波部１４によって複数の超音波振動子が例えば電子的に走査され、各超音波振動子が順次駆動されて超音波マルチビームを走査する。これにより、超音波マルチビームが例えば人体等の生体１１内の血管１２内に流れる血流等の被検体１３を含むレンジゲートＲＧに向けて送波される。超音波プローブ１０は、レンジゲートＲＧを含む領域からの反射波を受波し、各超音波振動子から信号を出力する。走査送受波部１４は、レンジゲートＲＧ等からの反射波を受波したときの各超音波振動子の各出力信号からドプラ信号を検出する。

ＤＳＣ１５は、走査送受波部１４から出力されたドプラ信号をディジタル変換して画像メモリ等の記憶部１６に記憶し、この記憶部１６に記憶したディジタルドプラ信号をディスプレイ１７の走査に従って読み出し、アナログ変換してリアルタイムで例えば人体等の生体１１内の血管１２内に流れる血流等の被検体１３を含むレンジゲートＲＧの超音波画像をディスプレイ１７に表示する。すなわち、ＤＳＣ１５の三次元画像データ作成部１８は、走査送受波部１４から出力されたドプラ信号をディジタル変換して例えば予め設定された走査期間分のディジタルドプラ信号を記憶部１６に記憶することにより複数枚の断層画像得データ（スタックデータ）を取得し、これら断層画像得データを再構成することにより例えば人体等の生体１１内の血管１２内に流れる血流等の被検体１３を含むレンジゲートＲＧの三次元超音波画像データ（ボリュームデータ）を作成する。

三次元情報取得部１９は、三次元画像データ作成部１８により作成された三次元超音波画像データ中の特定部位すなわち例えば人体等の生体１１内の血管１２内に流れる血流等の被検体１３を含むレンジゲートＲＧにおける血流等の被検体１３の少なくとも三次元の流れ方向を含む三次元流体情報を取得する。すなわち、三次元情報取得部１９は、図２及び図３に示すように受信ビームＫ_１のベクトルにより表される血流速度と、受信ビームＫ_１のベクトルの方位θ_１、φ_１、ψ_１と、血管１３の走行方向の方位θ_２、φ_２、ψ_２とに基づいて三次元流体情報としてのレンジゲートＲＧにおける血流等の被検体１３の三次元の流れ方向及び血流等の被検体１３の血流量を表す流体ベクトルデータＫ_２を取得する。

このように上記第１の実施の形態によれば、超音波プローブ１０によって超音波マルチビームを例えば人体等の生体１１内の血管１２内に流れる血流等の被検体１３を含むレンジゲートＲＧに送波し、かつ被検体１３における微小間隔の各部位からの各反射波を受波し、この超音波プローブ１０から出力されるドプラ信号に基づいてレンジゲートＲＧにおける血流等の被検体１３の三次元の流れ方向及び血流等の被検体１３の血流量を表す流体ベクトルデータＫ_２を取得する。これにより、血流等の被検体の流れ速度及びその流れ方向を正確に取得できる。

次に、本発明の第２の実施の形態について図面を参照して説明する。なお、図１と同一部分には同一符号を付してその詳しい説明は省略する。
図４は超音波ドプラ診断装置の構成図を示す。超音波プローブ１０は、複数のビームから成るパルスの超音波マルチビームを例えば人体等の生体１１内の血管１２内に流れる血流等の流体である被検体１３を含む特定部位（以下、レンジゲート：ＲＧと称する）に送波し、このレンジゲートＲＧからの反射波を受波する。この超音波プローブ１０は、いわゆるｎ＊ｍのスキャンビームを用いる。ｎ、ｍはそれぞれ２以上である。ここでは２＊２（２by２）スキャンビームを用いる。
この超音波プローブ１０は、複数の超音波振動子（Ｔｘ、Ｒｘ）を二次元平面上に配列して成り、これら超音波振動子により超音波マルチビームの送波と反射波の受波を行う。図５は超音波プローブ１０の二次元プローブ表面を模式的に示すもので、この超音波プローブ１０は、二次元平面上に配列された複数の超音波振動子のうち例えば４箇所の各超音波振動子（Ｒｘ１〜Ｒｘ４）１０−１〜１０−４によりレンジゲートＲＧからの反射波を受波可能である。なお、超音波振動子１０−１、１０−３、１０−４を用いる場合、超音波振動子１０−１と超音波振動子１０−４との間隔をエレベーションピッチＥｐとし、超音波振動子１０−１と超音波振動子１０−３との間隔をアジマスピッチＡｐとする。

ディジタル・スキャン・コンバータ（以下、ＤＳＣと称する）１５は、走査送受波部１４から出力されたドプラ信号をディジタル変換し、このディジタルドプラ信号を信号処理部ＳＣによってディスプレイ１７の走査に従って読み出し、アナログ変換してリアルタイムで例えば人体等の生体１１内の血管１２内に流れる血流等の被検体１３を含むレンジゲートＲＧの超音波画像をディスプレイ１７に表示する。なお、ディジタルドプラ信号は、画像メモリ等の記憶部１６に記憶される。信号処理部ＳＣは、三次元画像データ作成部１８と、三次元情報取得部２１と、表示部２０との機能を有する。

三次元情報取得部２１は、三次元画像データ作成部１８により作成された三次元超音波画像データ中の特定部位すなわち例えば人体等の生体１１内の血管１２内に流れる血流等の被検体１３を含むレンジゲートＲＧにおける血流等の被検体１３の少なくとも三次元の流れ方向を含む三次元流体情報、すなわち三次元超音波画像データ中における血流等の被検体１３の三次元の流れ方向及び血流等の被検体１３の血流量を表す流体ベクトルデータに基づいて三次元流体情報として血流等の被検体１３の速度（血流速度）、方位角、仰角を取得する。

ここで、血流等の被検体１３の血流量を表す流体ベクトルデータのノルム等の算出について説明する。ここで、超音波ビームの方向と血流等の被検体１３の流れ方向（以下、血流方向と称する）との成す角をドプラ角と称し、超音波ドブラ法による血流速度測定では、検出されるドプラ偏移周波数が血流速度とドプラ角との余弦の積に比例し、ドプラ角度に依存する。そして、ドプラ角度を測定して血流速度の絶対値を求めることをドプラ角度補正と称する。そこで、血流等の被検体１３の血流量を表す流体ベクトルデータのノルム（血流速度）等の算出は、ドプラ角度補正を用いる。しかるに、ドプラ角度補正について説明する。

図６に示すように血流等の被検体１３を含むレンジゲートＲＧを挟んだエレベーション（仰角）とアジマス（方位角）との４方向の角度は、全て同一の角度φで等しいとする。又、４つの超音波ビームの真ん中に血流等の被検体１３を含むレンジゲートＲＧが存在し、このレンジゲートＲＧでは均質に血流が流れているものとする。
エレベーションとアジマスとの４方向の各角度（以下、仰角と称する）φが小さいので、超音波ビームを走査したときの振り角度によって中心Ｇから各受信ビームＦ_１〜Ｆ_４の反射点ｒ_１〜ｒ_４までの各距離は等しいとする。仰角φは、予め既知である。

又、各受信ビームＦ_１〜Ｆ_４の方向は、レンジゲートＲＧの中心でも同一方向を向いているものとする。なお、各受信ビームＦ_１〜Ｆ_４は、ベクトルで表されるものとする。
図７は超音波プローブ１０から超音波マルチビームを送信したときの各受信ビームＦ_１〜Ｆ_４とレンジゲートＲＧとの関係を示す。レンジゲートＲＧは、血管１２上に設定した微小間隔の複数の部位、例えば４つの小レンジゲートＲＧ_１〜ＲＧ_４から成る。各受信ビームＦ_１〜Ｆ_４は、それぞれ各小レンジゲートＲＧ_１〜ＲＧ_４からの反射波である。

先ず、二次元断面での計算方法を図８を参照して説明する。

各受信ビームＦ_１〜Ｆ_４は、それぞれ超音波プローブ１０の４箇所の各超音波振動子１０−１〜１０−４により受波される。走査送受波部１４は、超音波プローブ１０の複数の超音波振動子を例えば電子的に走査し、各超音波振動子１０−１〜１０−４の各出力信号からドプラ信号を検出する。三次元情報取得部２１は、各超音波振動子１０−１〜１０−４により受波される各ドプラ信号に基づいて下記の演算を行う。

各受信ビームＦ_１〜Ｆ_４のスカラー量をｆ_１〜ｆ_４とし、血流等の被検体１３の血流量を表す流体ベクトルすなわち未知の血流ベクトルをＦ_０とする。ｆ_０は血流ベクトルＦ_０のスカラー量である血流速度を示す。又、角度θを方位角とする。ここに、
ｆ_１＝ｆ_０＊sin（π／２−θ＋φ）
ｆ_２＝ｆ_０＊sin（π／２−θ−φ）
別な表現をすると、
ｆ_１＝ｆ_０＊cos（θ−φ）
ｆ_２＝ｆ_０＊cos（θ＋φ）
となる。
上記式を展開すると、
ｆ_１＝ｆ_０＊（sinθ＊cosφ−cosθ＊sinφ）
ｆ_２＝ｆ_０＊（sinθ＊cosφ＋cosθ＊sinφ）
しかるに、
tanθ＝｛（ｆ_１＋ｆ_２）／（ｆ_２−ｆ_１）｝＊tanφ
となり、方位角θが次式により求められる。
θ＝tan^−１｛（ｆ_１＋ｆ_２）／（ｆ_２−ｆ_１）｝＊tanφ
又、角度補正後の血流等の被検体１３の流速ｆ_０は、次式により求められる。

これを三次元に展開すると、

が求められる。

すなわち、図９乃至図１１に示すように各受信ビームＦ_１、Ｆ_２からアジマス方向の断面（Ｘ−Ｚ平面）、各受信ビームＦ_３、Ｆ_４からエレベーション方向の断面（Ｙ−Ｚ平面）の投影ベクトルをそれぞれ二次元の手法を用いて算出する。
この結果、三次元の血流ベクトルＦ_０の流速ｆ_０が求められる。

しかるに、三次元情報取得部２１は、三次元流体情報としてレンジゲートＲＧを始点とする三次元の血流ベクトルＦ_０により表される血流等の被検体１３の血流速度ｆ_０、方位角θ、仰角φを取得する。なお、仰角φは、予め既知である。この場合、三次元情報取得部２１は、２by２スキャンビーム等の超音波マルチビームを用いるので、複数のビームによって複数の血流等の被検体１３の血流速度ｆ_０、方位角θ、仰角φを取得する。

ＤＳＣ１５は、走査送受波部１４から出力されたドプラ信号をディジタル変換して信号処理部に送るが、超音波プローブ１０は、複数の超音波振動子を二次元平面上に配列して成り、これら超音波振動子により超音波マルチビームの送波と反射波の受波を行うので、次のような受信遅延加算回路を備える。
図１２は遅延線を用いた受信遅延加算回路２２の構成図を示す。この受信遅延加算回路２２は、超音波プローブ１０から超音波マルチビームを送信したときの各受信ビームＦ_１〜Ｆ_４に対応する例えば４チャンネルの各受信遅延加算回路２２−１〜２２−４から成る。受信遅延加算回路２２−１は、複数のプリアンプＰＡ_１〜ＰＡｉを備える。これらプリアンプＰＡ_１〜ＰＡｉは、超音波プローブ１０の各超音波振動子に対応して設けられ、各超音波振動子から出力される各ドプラ信号をそれぞれ増幅する。すなわち、各プリアンプＰＡ_１〜ＰＡｉは、各超音波振動子の配列数ｉに対応する。各プリアンプＰＡ_１〜ＰＡｉの各出力端子には、それぞれ各遅延回路ＤＬ_１〜ＤＬｉが接続されている。これら遅延回路ＤＬ_１〜ＤＬｉは、例えばＤＳＣ１５内における主制御部からの制御信号を受けて動作制御される。これら遅延回路ＤＬ_１〜ＤＬｉは、超音波プローブ１０における超音波マルチビームの１スキャン毎の開始時と終了時との間の遅れを補正し、１つの三次元超音波画像データを作成させるもので、それぞれ超音波マルチビームのスキャン位置に応じてそれぞれ異なる各遅延時間に設定されている。これら遅延回路ＤＬ_１〜ＤＬｉの各出力端子は、加算器Ｓに接続されている。この加算器Ｓは、各遅延回路ＤＬ_１〜ＤＬｉの各出力を加算して信号処理部ＳＣに送る。

受信遅延加算回路２２−２は、複数の遅延回路ＤＬ_１〜ＤＬｉを備える。これら遅延回路ＤＬ_１〜ＤＬｉは、例えばＤＳＣ１５内における主制御部からの制御信号を受けて動作制御される。これら遅延回路ＤＬ_１〜ＤＬｉは、超音波プローブ１０における超音波マルチビームの１スキャン毎の開始時と終了時との間の遅れを補正し、１つの三次元超音波画像データを作成させるもので、それぞれ超音波マルチビームのスキャン位置に応じてそれぞれ異なる各遅延時間に設定されている。これら遅延回路ＤＬ_１〜ＤＬｉの各出力端子は、加算器Ｓに接続されている。この加算器Ｓは、各遅延回路ＤＬ_１〜ＤＬｉの各出力を加算して信号処理部ＳＣに送る。なお、信号処理部ＳＣは、受信遅延加算回路２２−２専用を設けてもよい。

各受信遅延加算回路２２−３、２２−４も受信遅延加算回路２２−２と同様に、複数の遅延回路ＤＬ_１〜ＤＬｉを備える。これら受信遅延加算回路２２−３、２２−４は、受信遅延加算回路２２−２と同一構成であるので、図１２における具体的な構成の図示は省略する。各遅延回路ＤＬ_１〜ＤＬｉは、例えばＤＳＣ１５内における主制御部からの制御信号を受けて動作制御される。これら遅延回路ＤＬ_１〜ＤＬｉは、超音波プローブ１０における超音波マルチビームの１スキャン毎の開始時と終了時との間の遅れを補正し、１つの三次元超音波画像データを作成させるもので、それぞれ超音波マルチビームのスキャン位置に応じてそれぞれ異なる各遅延時間に設定されている。これら遅延回路ＤＬ_１〜ＤＬｉの各出力端子は、加算器Ｓに接続されている。この加算器Ｓは、各遅延回路ＤＬ_１〜ＤＬｉの各出力を加算して信号処理部ＳＣに送る。なお、信号処理部ＳＣは、受信遅延加算回路２２−３、２２−４専用を設けてもよい。

図１３は乗算器を用いた受信遅延加算回路２３の構成図を示す。各プリアンプＰＡ_１〜ＰＡｉの各出力端子には、それぞれ各ローパスフィルタＬＰＦ_１〜ＬＰＦｉを介して各乗算器ＭＰＬ_１〜ＭＰＬｉが接続されている。これら乗算器ＭＰＬ_１〜ＭＰＬｉは、それぞれ主制御部からの参照信号を受け、各ローパスフィルタＬＰＦ_１〜ＬＰＦｉを通過した各ドプラ信号と参照信号との乗算を行う。これら乗算器ＭＰＬ_１〜ＭＰＬｉの各出力端子は、加算器Ｓに接続されている。この加算器Ｓは、各乗算器ＭＰＬ_１〜ＭＰＬｉの各出力を加算する。この加算器Ｓの出力端子には、ローパスフィルタＬＰＦｏを介して乗算器ＭＰＬｏが接続されている。この乗算器ＭＰＬｏは、ローパスフィルタＬＰＦｏの出力信号と参照信号との乗算を行って信号処理部ＳＣに送る。

図１４は遅延回路と乗算器との組み合わせによる受信遅延加算回路２４の構成図を示す。なお、図１２及び図１３と同一部分には同一符号を付してその詳しい説明は省略する。各プリアンプＰＡ_１〜ＰＡｉの各出力端子には、それぞれ各ローパスフィルタＬＰＦ_１〜ＬＰＦｉを介して各乗算器ＭＰＬ_１〜ＭＰＬｉが接続されている。これら乗算器ＭＰＬ_１〜ＭＰＬｉの各出力端子は、各遅延回路ＤＬ_１〜ＤＬｉを介して加算器Ｓに接続されている。この加算器Ｓの出力端子には、ローパスフィルタＬＰＦｏを介して乗算器ＭＰＬｏが接続されている。この乗算器ＭＰＬｏは、ローパスフィルタＬＰＦｏの出力信号と参照信号との乗算を行って信号処理部ＳＣに送る。

表示部２０は、三次元情報取得部２１により取得された複数のビームによる複数の血流等の被検体１３の血流速度ｆ_０、方位角θ、仰角φをディスプレイ１０に表示する。又、表示部２０は、三次元画像データ作成部１８により作成された例えば血管１２内に流れる血流等の被検体１３を含むレンジゲートＲＧの三次元超音波画像データをディスプレイ１０に表示する。又、表示部２０は、ドプラ信号に基づくドプラ偏移周波数から超音波プローブ１０に向かう血流を正、超音波プローブ１０から遠ざかる血流を負として血流の速度成分ｆ_０を輝度により表したスペクトル表示をディスプレイ１７に行う。この場合、三次元情報取得部２１は、複数のビームから複数の血流等の被検体１３の血流速度ｆ_０を取得するので、これら血流速度ｆ_０を加算したＩＱデータを用いる。又、ドプラ角度補正は、１／cos（θ）／cos（φ）により行う。表示部２０は、血流等の被検体１３を含むレンジゲートＲＧの三次元超音波画像データをディスプレイ１０に表示する場合、ディスプレイ１０の画面上のレンジゲートＲＧの位置に合わせてボリューム上、マルチブレーン上で角度補正マークを方位角θ、仰角φに従ってディスプレイ１０に表示する。

次に、上記の如く構成された装置の動作について説明する。
超音波プローブ１０は、走査送受波部１４によって複数の超音波振動子が例えば電子的に走査され、各超音波振動子が順次駆動されて超音波マルチビームを走査する。これにより、超音波マルチビームが例えば人体等の生体２内の血管１２内に流れる血流等の被検体１３を含むレンジゲートＲＧに向けて送波される。超音波プローブ１０は、レンジゲートＲＧを含む領域からの反射波を受波し、各超音波振動子から信号を出力する。走査送受波部１４は、レンジゲートＲＧ等からの反射波を受波したときの各超音波振動子の各出力信号からドプラ信号を検出する。

次に、ＤＳＣ８は、走査送受波部１４から出力されたドプラ信号をディジタル変換して画像メモリ等の記憶部９に記憶し、この記憶部９に記憶したディジタルドプラ信号をディスプレイ１０の走査に従って読み出し、アナログ変換してリアルタイムで例えば人体等の生体２内の血管１２内に流れる血流等の被検体１３を含むレンジゲートＲＧの超音波画像をディスプレイ１０に表示する。すなわち、ＤＳＣ８の三次元画像データ作成部１８は、走査送受波部１４から出力されたドプラ信号をディジタル変換して例えば予め設定された走査期間分のディジタルドプラ信号を記憶部９に記憶することにより複数枚の断層画像得データ（スタックデータ）を取得し、これら断層画像得データを再構成することにより例えば人体等の生体２内の血管１２内に流れる血流等の被検体１３を含むレンジゲートＲＧの三次元超音波画像データ（ボリュームデータ）を作成する。

次に、三次元情報取得部２１は、三次元画像データ作成部１８により作成された三次元超音波画像データ中の特定部位すなわち例えば人体等の生体１１内の血管１２内に流れる血流等の被検体１３を含むレンジゲートＲＧにおける血流等の被検体１３の少なくとも三次元の流れ方向を含む三次元流体情報、すなわち三次元超音波画像データ中における血流等の被検体１３の三次元の流れ方向及び血流等の被検体１３の血流量を表す流体ベクトルデータに基づいて三次元流体情報として血流等の被検体１３の速度（血流速度）、方位角、仰角を取得する。この三次元情報取得部２１は、上記説明の通り血流等の被検体１３の血流量を表す流体ベクトルデータのノルム（血流速度）等の算出にドプラ角度補正を用いる。
しかるに、三次元情報取得部２１は、かかるドプラ角度補正を用い、三次元流体情報としてレンジゲートＲＧを始点とする三次元の血流ベクトルＦ_０により表される血流等の被検体１３の血流速度ｆ_０、方位角θ、仰角φを取得する。この場合、三次元情報取得部２１は、２by２スキャンビーム等の超音波マルチビームを用いるので、複数のビームによって複数の血流等の被検体１３の血流速度ｆ_０、方位角θ、仰角φを取得する。

表示部２０は、三次元情報取得部２１により取得された複数のビームによる複数の血流等の被検体１３の血流速度ｆ_０、方位角θ、仰角φをディスプレイ１０に表示する。又、表示部２０は、三次元画像データ作成部１８により作成された例えば血管１２内に流れる血流等の被検体１３を含むレンジゲートＲＧの三次元超音波画像データをディスプレイ１０に表示する。又、表示部２０は、ドプラ信号に基づくドプラ偏移周波数から超音波プローブ１０に向かう血流を正、超音波プローブ１０から遠ざかる血流を負として血流の速度成分ｆ_０を輝度により表したスペクトル表示をディスプレイ１７に行う。

このように上記第２の実施の形態によれば、超音波プローブ１０により超音波マルチビームを送信し、この超音波プローブ１０から出力される各ドプラ信号に基づいて三次元情報取得部２１によりレンジゲートＲＧにおける三次元流体情報として血流等の被検体１３の血流速度ｆ_０、方位角θ、仰角φを取得するので、血流等の被検体１３の血流速度ｆ_０、方位角θ、仰角φを正確に取得できる。各受信ビームＦ_１〜Ｆ_４の各仰角φが常に一定になるので、超音波プローブ１０と被検体１３との距離が長くなってもドプラ角度補正の精度を低下することなく、血流等の被検体１３の血流速度ｆ_０、方位角θ、仰角φを正確に取得できる。

図１５は血流等の被検体１３の血流速度ｆ_０の推定に対する誤差評価シミュレーションの結果を示す。同図は本装置と従来として第１の技術（Ｄr．Jansenの文献）及び非特許文献１との各誤差評価シミュレーションの結果を示す。２by２スキャンビームを用いた場合での仰角φが大きい程精度が高くなる。なお、従来では、超音波プローブ１０と被検体１３との距離が長くなると、ドプラ角度補正の精度が低下し、臨界点を超えるとエラーになる傾向にあり、血流等の被検体１３の血流速度ｆ_０、方位角θ、仰角φを正確に取得できなくなる。

又、２by２スキャンビーム等の超音波マルチビームを用いるので、複数のビームによって複数の血流等の被検体１３の血流速度ｆ_０、方位角θ、仰角φを取得できるので、例えば複数の血流速度ｆ_０１、ｆ_０２、…、ｆ_０ｊの平均（ｆ_０１＋ｆ_０２＋ … ＋ｆ_０ｊ／ｊ）を表示し、マニュアルでドプラ角度補正を行うことと、速度補正した三次元の血流ベクトルＦ_０の血流速度ｆ_０、方位角θ、仰角φとの表示とを切り替えるようにしてもよい。
なお、本発明は上記実施形態そのまま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構成要素を変形して具体化できる。また、上記実施形態に開示されている複数の構成要素の適宜な組み合わせにより、種々の発明を形成できる。例えば、実施形態に示される全構成要素から幾つかの構成要素を削除してもよい。さらに、異なる実施形態にわたる構成要素を適宜組み合わせてもよい。

超音波プローブ１０における各超音波振動子（Ｒｘ１〜Ｒｘ４）１０−１〜１０−４は、例えば図１６（ａ）（ｂ）乃至図１９（ａ）（ｂ）に示すように用いてもよい。図１６（ａ）は各超音波振動子（Ｒｘ２〜Ｒｘ４）１０−２〜１０−４を用いた場合の被検体１３として例えば血流方向の流速ｋの測定領域Ｗ_１を示し、同図（ｂ）は送信される超音波マルチビームｆ_０１及び受信ビームＦ_２４、Ｆ_３４を示す。図１７（ａ）は各超音波振動子（Ｒｘ１、Ｒｘ２、Ｒｘ４）１０−１、１０−２、１０−４を用いた場合の被検体１３として例えば血流方向の流速の測定領域Ｗ_２を示し、同図（ｂ）は送信される超音波マルチビームｆ_０２及び受信ビームＦ_２４、Ｆ_１２を示す。図１８（ａ）は各超音波振動子（Ｒｘ１〜Ｒｘ３）１０−１〜１０−３を用いた場合の被検体１３として例えば血流方向の流速の測定領域Ｗ_３を示し、同図（ｂ）は送信される超音波マルチビームｆ_０３及び受信ビームＦ_１２、Ｆ_１３を示す。図１９（ａ）は各超音波振動子（Ｒｘ１、Ｒｘ３、Ｒｘ４）１０−１、１０−３、１０−４を用いた場合の被検体１３として例えば血流方向の流速の測定領域Ｗ_４を示し、同図（ｂ）は送信される超音波マルチビームｆ_０４及び受信ビームＦ_１３、Ｆ_３４を示す。

パルスドプラ法（ＰＷＤ）を用いて超音波ビームを照射して例えば血流を計測する部位であるレンジゲートＲＧにおける血流速度を測定する場合、レンジゲートＲＧの形状を可変することが可能である。又、超音波診断装置におけるカラー等のバイプレーン走査、すなわち互いに交差する２つの断層像データをほぼ同時にリアルタイムで取得する走査法において、カラーバイプレーン走査での厚みアジマスを可変することが可能である。

超音波プローブ１０における各超音波振動子（Ｒｘ１〜Ｒｘ４）１０−１〜１０−４等は、レンジゲートＲＧ等からの各反射波を受波する仰角φを可変にしてもよい。例えば２by２スキャンビームを用いた場合、仰角φが大きくなる程血流等の被検体１３の血流速度ｆ_０、方位角θ、仰角φを取得する精度が高くなる。
三次元情報取得部１８は、超音波プローブ１０から出力されるドプラ信号に基づいて被検体１３の三次元の流れ方向及び被検体１３の流量を表す各流体ベクトルデータを複数部位毎に取得し、これら流体ベクトルデータを加算平均して少なくとも被検体１３の速度を求めるようにしてもよい。例えば、三次元情報取得部１８は、上記図７に示す４つの小レンジゲートＲＧ_１〜ＲＧ_４からの各受信ビームＦ_１〜Ｆ_４を表す各流体ベクトルを加算平均して血流等の被検体１３の速度を求めるようにしてもよい。カラードプラ断層法では、血流速度に応じてカラーで表示する、例えば白黒のＢモード像に血流情報をカラーで重ね合わせて表示するので、このカラーの血流情報を三次元情報取得部１８により求められた血流等の被検体１３の速度から取得してもよい。

三次元情報取得部１８は、超音波プローブ１０から出力される各ドプラ信号に基づいて血流等の被検体１３の三次元の流れ方向及びその流量を表す各流体ベクトルデータを複数部位毎に取得、例えば上記図７に示す４つの小レンジゲートＲＧ_１〜ＲＧ_４からの各受信ビームＦ_１〜Ｆ_４を表す各流体ベクトルを取得し、これら流体ベクトル間の加速度、すなわちこれら流体ベクトル間をエレベーションピッチ又はアジマスピッチのいずれか一方又は両方で正規化して速度変化を求め、この速度変化に基づいてその分散度の評価パラメータを求めたり、又はこの評価パラメータから血流等の被検体１３の速度分布のカラーマッピングを求めてもよい。

血流ベクトルＦ_０は、ベクトルでかつ三次元超音波画像データの三次元座標上にあるので、通常の流体のポストプロセッサによる表示が可能である。例えば、コンター図プロット、流線表示によるベクトル図プロット、変形図、グラフ図、流跡トレースによるパーティクルトレースなどにより表示することが可能である。
バイプレーン走査を含む超音波診断装置により取得される三次元超音波画像データから求められる断層像データにおいて、アジマス情報以外に、エレベーション情報も含むので、断層像データに厚み方向の補正が入った精度の高い血流等の被検体１３の血流量を表す流体ベクトルデータのノルム（血流速度）を求めることができる。又、断層像データに厚み方向に遠ざかる血流又は近づく血流であるかをカラーマッピングで表示することができる。例えば、超音波プローブ１０の方向に対して遠ざかる血流を赤色に設定すると共に近づく血流を青色に表示したり、断層像データに厚み方向に対して遠ざかる血流を赤色に設定すると共に近づく血流を青色に表示する。
被検体１３の血流速度ｆ_０、方位角θ、仰角φを用いれば、パイプレーンブルアイズ表示時に、交差面の例えば血流をそれぞれの面に応じた例えばベクトル量、矢印、流線による表示ができる。

超音波プローブ１０から送信される超音波マルチビームと受信ビームとの成す方位角θが小さい程レンジゲートＲＧにおける例えばカラーマッピングに必要な血流情報を正確に反映する。一方、超音波マルチビームと受信ビームとの成す方位角θが大きい程血流速度ｆ_０の測定精度が高くなる。従って、先ず、超音波マルチビームと受信ビームとの成す方位角θを大きくして血流速度ｆ_０を求め、この後に、超音波マルチビームと受信ビームとの成す方位角θを小さくしてカラーマッピングの画像を取得するのがよい。

本発明に係る超音波ドプラ診断装置の第１の実施の形態を示す構成図。 同装置により血流の方向及びその大きさの推定を説明するための摸式図。 同装置により血流の方向及びその大きさの推定を説明するための受信ビーム方位と血管の走行方向の方位とを示す図。 本発明に係る超音波ドプラ診断装置の第２の実施の形態を示す構成図。 同装置における超音波プローブの二次元プローブ表面の模式図。 同装置に適用するドプラ角度補正の方法を説明するための図。 同装置により血流の方向及びその大きさの推定を説明するための摸式図。 同装置におけるドプラ角度補正を二次元断面で説明するための模式図。 同装置に適用するドプラ角度補正の方法を説明するための模式図。 同装置に適用するドプラ角度補正の方法を説明するための模式図。 同装置に適用するドプラ角度補正の方法を説明するための模式図。 同装置における遅延回路を用いた受信遅延加算回路の構成図。 同装置における乗算器を用いた受信遅延加算回路の構成図。 同装置における遅延回路と乗算器との組み合わせによる受信遅延加算回路の構成図。 同装置に対する血流等の被検体の血流速度の推定に対する誤差評価シミュレーションの結果を示す図。 同装置における超音波振動子の利用方法の一例を説明するための図。 同装置における超音波振動子の利用方法の一例を説明するための図。 同装置における超音波振動子の利用方法の一例を説明するための図。 同装置における超音波振動子の利用方法の一例を説明するための図。 従来のドプラ角度補正を説明するための送受信器と受信器との配置図。 同送受信器と受信器との模式図。 従来の他のドプラ角度補正を説明するための送受信器と受信器との模式図。

符号の説明

１０：超音波プローブ、１０−１〜１０−４：超音波振動子、１１：生体、１２：血管、１３：被検体、１４：走査送受波部、１５：ディジタル・スキャン・コンバータ（ＤＳＣ）、１６：記憶部、１７：ディスプレイ、１８：三次元画像データ作成部、１９：三次元情報取得部、２０：表示部、２１：三次元情報取得部、２２〜２３：受信遅延加算回路、２２−１〜２２−４：受信遅延加算回路、ＰＡ_１〜ＰＡｉ：プリアンプ、ＤＬ_１〜ＤＬｉ：遅延回路、Ｓ：加算器、ＬＰＦ_１〜ＬＰＦｉ：ローパスフィルタ、ＭＰＬ_１〜ＭＰＬｉ：乗算器、ＬＰＦｏ：ローパスフィルタ、ＭＰＬｏ：乗算器、ＳＣ：信号処理部、ＲＧ：レンジゲート、ＲＧ_１〜ＲＧ_４：小レンジゲート。

Claims (13)

1. 超音波マルチビームを特定部位に流れる被検体に送波し、前記被検体における微小間隔の各部位からの各反射波を受波する超音波プローブと、
   前記超音波プローブから出力される各ドプラ信号に基づいて前記特定部位における前記被検体の少なくとも三次元の流れ方向を含む三次元流体情報を取得する三次元情報取得部と、
   を具備することを特徴とする超音波診断装置。
2. 前記三次元情報取得部は、前記超音波プローブから出力される各ドプラ信号に基づいて少なくとも前記超音波プローブにより受波する前記各反射波の大きさと方位とに基づいて前記三次元流体情報を取得することを特徴とする請求項１記載の超音波診断装置。
3. 超音波マルチビームを特定部位に流れる被検体に送波し、前記被検体からの前記特定部位内に有する互いに隣接する複数部位からの各反射波を受波する超音波プローブと、
   前記超音波プローブから出力される各ドプラ信号に基づいて前記特定部位における前記被検体の少なくとも三次元の流れ方向を含む三次元流体情報を取得する三次元情報取得部と、
   を具備することを特徴とする超音波診断装置。
4. 前記超音波プローブは、前記複数部位からの前記各反射波を受波する縦横方向に等ピッチで複数配置された複数の超音波振動子を有し、
   前記複数の超音波振動子は、前記複数部位からの前記各反射波をそれぞれ同一の仰角で受波する、
   ことを特徴とする請求項３記載の超音波診断装置。
5. 前記複数の超音波振動子は、互いに隣接する４箇所の前記部位からの前記各反射波をそれぞれ同一の仰角で受波することを特徴とする請求項４記載の超音波診断装置。
6. 前記複数の超音波振動子は、前記各反射波を受波する前記仰角が可変であることを特徴とする請求項４記載の超音波診断装置。
7. 前記三次元情報取得部は、前記超音波プローブから出力される前記ドプラ信号に基づいて前記被検体の三次元の流れ方向及び前記被検体の流量を表す流体ベクトルデータを取得し、この流体ベクトルデータに基づいて前記三次元流体情報として前記被検体の流れる速度、方位角、仰角を取得することを特徴とする請求項３記載の超音波診断装置。
8. 前記三次元情報取得部は、前記超音波プローブから出力される前記複数部位に対応する前記各ドプラ信号に基づいて少なくとも前記超音波プローブにより受波する前記複数部位からの前記各反射波の各大きさと各方位とに基づいて前記三次元流体情報を取得することを特徴とする請求項３記載の超音波診断装置。
9. 前記三次元情報取得部は、前記超音波プローブから出力される前記ドプラ信号に基づいて前記被検体の三次元の流れ方向及び前記被検体の流量を表す各流体ベクトルデータを前記複数部位毎に取得し、これら流体ベクトルデータを加算平均して少なくとも前記被検体の速度を求めることを特徴とする請求項３記載の超音波診断装置。
10. 前記三次元情報取得部は、前記超音波プローブから出力される前記ドプラ信号に基づいて前記被検体の三次元の流れ方向及び前記被検体の流量を表す各流体ベクトルデータを前記複数部位毎に取得し、これら流体ベクトルデータを前記各超音波振動子が配置された縦横方向の各ピッチで正規化して速度変化を求め、この速度変化に基づいて前記被検体の速度分布をカラーマッピングすることを特徴とする請求項３記載の超音波診断装置。
11. パルスドプラ法又はカラードプラ断層法のいずれか一方により前記被検体を含む領域の三次元超音波画像を取得することを特徴とする請求項３記載の超音波診断装置。
12. 超音波プローブによって超音波マルチビームを特定部位に流れる被検体に送波し、かつ前記被検体における微小間隔の各部位からの各反射波を受波し、
    前記超音波プローブから出力されるドプラ信号に基づいて前記特定部位における前記被検体の少なくとも三次元の流れ方向を含む三次元流体情報を取得する、
    ことを特徴とする超音波による速度測定方法。
13. 超音波プローブによって超音波マルチビームを特定部位に流れる被検体に送波し、かつ前記被検体からの前記特定部位内に有する互いに隣接する複数部位からの各反射波を受波し、
    前記超音波プローブから出力される各ドプラ信号に基づいて前記特定部位における前記被検体の少なくとも三次元の流れ方向を含む三次元流体情報を取得する、
    ことを特徴とする超音波による速度測定方法。

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