JP2788926B2

JP2788926B2 - ドプラ法による速度評価方法と装置

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Publication number: JP2788926B2
Application number: JP28351988A
Authority: JP
Inventors: ジン、エツチ、キム
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens AG
Priority date: 1987-11-13
Filing date: 1988-11-08
Publication date: 1998-08-20
Anticipated expiration: 2013-08-20
Also published as: JPH01155830A

Description

【発明の詳細な説明】［産業上の利用分野］この発明は、ドプラ技術を用いる速度の評価、特に超
音波パルス信号を用いた医療診断装置の中で血液流速を
評価するための空間的ベクトル平均化方法及び装置に関
する。

［従来の技術］医療診断超音波装置は、超音波（一般的に3.0MHz程
度）を患者の中へ送り込み、エコーすなわち走査される
身体の組織から反射される超音波信号を解析することに
より、患者の身体の内部の解剖学的組織の画像を発生す
る。多分最も広く用いられる超音波診断装置は実時間の
解剖学的情報を組織の選ばれた断面の二次元の画像の形
で表示する。超音波信号は扇形走査の形で組織を横切っ
て掃引される。扇形走査は実時間で行われるので患者の
検査中に画像を入手できる。そのような場合には組織の
運動は相応の動画像（すなわちＢモードの画像）を作り
出す。

幾つかの医療上の応用例えば心臓のイメージングにお
いて、解剖学的欠陥が比較的小さく従来の解剖学的超音
波イメージングの解像能力を超えるおそれがある。しか
しながら小さい解剖学的欠陥例えば大動脈の狭窄、僧帽
弁又は大動脈の機能不全又は先天的な欠陥は、血液流速
の中の明白な変化として現れるので、血液流速の表示に
よりこれらの異常を更に容易に検出できる。速度表示の
ための知られた一つの方法は、数値の表示を発生させる
ように選択された小さい体積から反射されたエコー信号
を処理するために高速フーリエ変換技術を用いることで
ある。この方法は、速度が小さいサンプル体積に対して
測定されるにすぎずかつ二次元の実時間画像ではないと
いう事実により、厳しく制限を受ける。比較的広い領域
の中の速度の実時間イメージング非常に望ましい。こう
して血液流速イメージングが、医療診断分野で用いられ
る超音波イメージング装置のますます重要な部分となっ
てきており、その場合に実時間血液流イメージングが実
時間解剖学的画像に重畳される。しかしながら十分に高
いレートで実時間で表示できる正確で高解像度の血液流
画像を発生するのに十分な超音波データを得ることは困
難である。これは、超音波信号が人体の中では比較的遅
い伝播速度を有し、それにより短時間内に受信できるエ
コーの数が制限されるということが肉体的現実であるに
もかかわらず、短時間内に多くのエコーを処理すること
が必要であるためである。

欧州特許出願公開第0100094号公報には、身体内部の
血液流速の二次元表示すなわちマッピングのための超音
波血液流イメージング装置が記載されている。流れのマ
ッピングはＢモード走査に重畳され、超音波変換器に関
係する血液流の方向を代表する血液流を一つの色で表示
する。一方では色の強さの変化が血液流速を表す。この
公報では、血液流速信号がパルスドプラ法を用いて発生
されることだけが述べられているにすぎない。

現在のドプラ速度評価装置は時間領域処理技術を用
い、そこでは周期Ｔだけ離されＮ回繰り返される無線周
波数超音波信号の一連のパルスが、移動するターゲット
に向けて与えられた走査方向に沿って送信される。比較
的大きい数（最小で10から最大で256）のエコー信号
が、移動する対象物の速度と乱れとを測定するためのド
プラ技術を用いて処理される。ドプラ周波数偏移を測定
するための一つのかかる技術は例えばアメリカ合衆国特
許第4542657号明細書に示され、この特許は多数（すな
わち16ないし256）の復調されたエコー信号のうちのサ
ンプリングされたＩ信号とＱ信号とを用いる、高速フー
リエ変換及びゼロ交差速度評価装置は、ドプラ信号処理
のためのアメリカ合衆国特許第4318413号明細書に記載
されている。別の時間領域処理技術は、例えば「アイト
リプルイートランザクションズオンソニックス
アンドウルトラソニックス（IEEE Transactions on S
onics and Ultrasonics）」、第SU−32巻、第３号、198
5年５月、に発表された笠井らの論文から知られるよう
な、自己相関（パルス対）アルゴリズムを使用する。前
記の各時間領域処理技術は、血液流の速度と乱れとを評
価するために比較的多数（10ないし256）の戻りエコー
を評価する。

時間領域処理技術とこの技術のこの発明に対する関係
とを一層よく理解するために、第1A図は励振された超音
波信号1,2,3,・・・ｎの群（又はパルス）とこの信号に
応じて受信される戻りエコー信号e₁,e₂,e₃,・・・e_nの
群とを示す。エコーは超音波変換器に向かう方向に走査
線Ａに沿って動くターゲット（すなわち血液）からの反
射である。第1B図は戻りエコーの六つの群の配置を転換
したものを示し、ここではｔ軸は軸方向深さ又は空間的
方向を表しτ軸は時間的方向を表す。Ｔは次々に続く超
音波パルス送信の開始の間の時間遅延を表し、一般的に
200μｓである。移動するターゲットの速度に比べて比
較的短いパルス間の周期のゆえに、次々に続く各エコー
の間の時間ずれはほぼ一様である。

実時間血液流イメージングに対して他の知られた技術
より優れた性能を提供することが一般的に認識されてい
る自己相関法を、第1B図に関連して簡単に述べよう。自
己相関形の時間領域処理は下記の式により表すことがで
きる。

公式化を簡単にするために、単一のターゲットから反
射されるエコーを次の式で表されると考える。

Ｚ（ｔ）＝ａ（ｔ）cos［w₀t＋φ（ｔ）］（１）ここでａ（ｔ）は超音波信号パルス包絡線であり、w₀
は搬送波周波数であり、φ（ｔ）は位相応答である。タ
ーゲットがパルス繰り返し周期Ｔの間に時間ずれαＴだ
け動くときに、第ｎ番目のエコーに対する式（１）は次
の式となる。

Zn（ｔ）＝ａ（ｔ−αnT）cos［w₀（ｔ−αnt）＋φ（ｔ−αnT）］（２）ここでαはα＝w_d/w₀で与えられるドプラ比であり、w
_dはドプラ周波数である。

直角復調の後に、式（２）の復調された信号e_n（ｔ）
は次のように書くことができる。

ここで（ｔ）＝（ｔ）ｅ^{ｊφ（ｔ）} 式（３）において、（ｔ）は一般に超音波変換器の
インパルス応答により決定される。同じ速度を有する複
数のターゲットに対して式（３）が成り立つ。しかしな
がら（ｔ）の位相応答は複数のターゲットからの干渉
を含む。もし複数のターゲットが異なる速度を有する
と、式（３）は成り立たない。しかしながら（ｔ）を
幾つかの周波数成分を有する広帯域信号と考えることに
より、この状態に近似できる。従って流れイメージング
における我々の目的は、式（３）により与えられる復調
された信号の周波数スペクトルの平均期待値と分散とを
評価することである。

知られた自己相関処理方法では、各エコー信号ベクト
ルe_nは軸方向において隣接するエコー信号ベクトルe_n-1
の複素共役を掛けられ、その結果多数のパルス対ベクト
ル信号を生じる。得られたＮ−１組のパルス対信号の振幅は、
ドプラ時間軸（第1B図における破線）により表された或
る軸方向深さで、時間的の（τ）方向において平均化さ
れている。

自己相関は二段階のパルス対ベクトル計算と平均化と
により表すことができる。

パルス対ベクトル計算平均化ここでＮは時間的平均化の数である。式（４）の中の
パルス対ベクトルの位相は、パルスごとに変化する入力
ドプラ信号の瞬間の周波数を表す。式（５）の時間的な
平均化は、平均周波数を見い出すことができる平均化さ
れたベクトルを与える。

平均化された合成ベクトルの振幅と位相とから平均周
波数を得ることができ、この平均周波数は血液の速度に
相応する。更に速度の分散（σ^２）を得ることができ、
この分散は血液流の乱れに相応する。表示されたときに
乱れ評価値は有用な診断上の情報を提供する。位相（速
度）と分散とは次の式で計算される。

ここでＲ（Ｔ）はＲ（T;nT,t）の短縮された表記であ
り、Ｒ（Ｔ）＝R_r（Ｔ）＋jR_i（Ｔ）である。

このパルス対自己相関技術に関する詳細は前記の笠井
らの論文を参照されたい。

知られた自己相関速度処理技術は次の二つの問題を抱
える。第１に、最善の診断上の有効性のためには血液流
マッピングが24ないし30フレーム毎秒の程度で更新され
る情報を有することが望ましい。現在の自己相関技術は
式（１）ないし（７）により示されるように時間的平均
化を用いるので、多数（ｎ）の受信されたエコーベクト
ルの平均化が必要である。こうしてドプラ信号の正確な
解析を行うことができるのに先立って、多数のエコーの
受信されるのを待つことが必要である。この結果比較的
低いフレームレートすなわち15フレーム毎秒の程度のレ
ートをもたらす。もし更に少ないエコーが用いられると
フレームレートを増加できるが、速度評価の正確さが著
しく低下する。更に乱れは実質的に時間に関する速度の
微分であるので、速度信号の振幅の揺らぎのために、正
確な乱れ評価を得るために更に多くのエコーを受信する
ことが必要である。第２の問題は、ドプラ信号（ドプラ
信号は第1B図に示すようなドプラ軸に沿った信号振幅の
変動である）の振幅と位相の変動との周期が血液流速に
依存するという事実に起因する。比較的遅い流れでは隣
接するエコーの間の時間偏移が減少する。第1A図及び第
1B図で容易に分かるように、このことはドプラ信号の周
期を一層長くする。従って一層遅い速度の正確な評価の
ためには一層多くの数のエコーを処理することが必要で
ある。知られた超音波装置を用いる速度評価では、正確
な血液流速マッピングを約15フレーム毎秒で得るよう
に、平均化される受信エコーの数が最大流速により決定
される（少なくとも七つのエコー信号である）。しか
し、比較的低い速度を含む正確な血液流マッピングを発
生するために更には多くのエコー信号を処理することが
必要であり、それによりフレームレートは一層減少す
る。

［発明が解決しようとする課題］この発明は、正確なカラー血液流マッピングが比較的
高いフレームレート例えば24又は30フレーム毎秒で提供
できるように、血液流速及び乱れの正確な評価のために
必要な受信エコーの数を最小限にするドプラ血液流速及
び乱れ評価装置を提供することを目的とする。

［課題を解決するための手段］この発明の原理によれば、或る条件のもとでは例えば
ターゲット（すなわち血液）が移動しておりサンプリン
グ点が変換器から固定された距離（すなわち身体の中の
深さ）に存在するときには、この固定された深さでの従
来の時間的な平均化の結果が単一のパルス対信号の空間
的な平均化（すなわち軸方向における平均化）にほぼ同
じものであるという事実の認識を発明者は利用してい
る。こうしてこの場合には多数のパルス対信号の時間的
な平均化による評価は単一のパルス対信号の空間的平均
化による評価と等価である。従ってこの発明によれば、
速度評価を行うために単一のエコー信号対が空間的に平
均化される。この発明の有利な実施態様によればエコー
信号の空間的な平均化はベクトル領域において遂行され
る。

この発明の別の特徴によれば、処理されたパルス対信
号は個々のエコー信号のほぼ２倍の帯域幅を有するの
で、正確なディジタル処理のためにエコー信号の適正な
記述を保証するように、個々のエコー信号はパルス対信
号に対するナイキストレートに従ってディジタル化され
る。すなわち個々のエコー信号のナイキストレートのほ
ぼ２倍のレートで信号サンプルを提供するように各エコ
ー信号はディジタル化される。

この発明の更に別の特徴によれば、空間的に平均化さ
れるパルス対信号は乱れの評価を発生するためにも用い
られる。

この発明の更に別の特徴によれば、雑音の多い信号条
件のもとで又はSN比と解像度との間の性能トレードオフ
を行うことが望ましいときに、空間的ベクトル平均化技
術が時間的平均化技術に組み合わされる。この結果空間
的平均化だけを用いた場合に比べて改善された弱い信号
に対する性能がもたらされ、しかももし時間的平均化だ
けが用いられるならば計算の改善された速度がもたらさ
れる。

この発明の他の特徴と長所とは、有利な実施例の以下
の説明と特許請求の範囲とから明らかである。

［実施例］次にこの発明に基づくドプラ速度処理装置の複数の実
施例を示す図面により、この発明を詳細に説明する。

第２図は第1B図に関連して眺めるときに、時間的なベ
クトル平均化技術と空間的なベクトル平均化技術との間
の等価性を図で説明するのに役立つ。第1B図に示すよう
に、戻りエコーの検出されたベースバンド信号の振幅は
ドプラ軸に沿って周期的にサンプリングされ、振幅のサ
ンプルA₁,A₂・・・A_i（図にはA₁ないしA₆だけが示され
ている）を発生する。速度評価のための時間的平均化技
術に基づく処理は、式（５）に対するディジタルの形で
次のように表現できる。

ここでΔは空間的方向におけるサンプリング間隔であ
る。

第２図は次々に続いて受信されるエコーのうちの二つ
のエコーだけを示す。図に示すように空間的な（ｔ方向
における）サンプリングは、時間的平均化技術において
ドプラ軸に沿ってサンプリングされることにより得られ
た同じ振幅サンプル対A₁A₂,A₂A₃,A₃A₄・・・に対応する
対を成す振幅サンプルA₁A₂,A₂A₃,A₃A₄・・・の発生をも
たらす。速度評価のための単一のパルス対信号の振幅サ
ンプル対A₁A₂,A₂A₃・・・の空間ベクトル平均化（ｔ軸
に沿った平均化）は次の式で表すことができる。

ここでＭは空間的平均化の数である。

式（８）では加算変数ｋがエコー信号の隣接する信号
間の周期Ｔに掛けられており、一方式（９）では加算変
数１が隣接する空間的サンプル間の周期Δに掛けられて
いる。式（８）と（９）及び第1B図と第２図とを比較す
ることにより、これらの与えられた状況のもとでは、速
度評価を得るために多数のパルス対の対を成すサンプル
の時間的ベクトル平均化が、速度評価を得るための単一
のパルス対の対を成すサンプルの空間的ベクトル平均化
にほぼ等価であることが直感的に分かる。与えられた時
間内で時間的に平均化できるよりも数倍多くの対を成す
サンプルが空間的に平均化できるので（この空間的平均
化技術に対してはただ二つのエコーを受信するだけでよ
いので）、等価性は近似的にすぎず、こうして空間的ベ
クトル平均化を用いるときに、時間的平均化に比べて更
に正確な速度評価がもたらされる。

第３図はこの発明に基づく超音波医療イメージング装
置のシステムブロック線図を示し、超音波変換器配列体
304の作動周波数として装置の操作員により選ばれた基
準信号を提供する基準発振器302を備える。基準信号は
制御可能な遅延送信回路装置306に加えられ、この回路
装置は基準信号の次々に続くバーストを発生するための
信号発生器を備え、バーストの各系列は８μｓ以上は継
続せずかつ200μｓの間隔で繰り返される。よく知られ
ているように対象物308の内部の標準の扇形走査画像を
提供するように、角度αにわたって向きを操られる超音
波の次々に続くビームB₁ないしB_nを変換器配列体304か
ら発生させるために、ディジタルに選択可能な遅延を有
する多数の制御可能な遅延回路がバーストの各系列に応
答する。

変換器配列体304は多数の制御可能な遅延回路を備え
る受信器回路310にも接続され、各遅延回路は、従来の
よく知られた方法で変換器配列体304の個々の変換器か
ら受信されたエコー信号を適切に組み合わせるためにデ
ィジタルで選択可能な遅延を有する。加えるに従来から
知られているように、時間利得圧縮特性を与えるための
制御可能な利得増幅器が受信器回路310の中に設けられ
ている。超音波送信の間のほぼ190μｓの間隔中に変換
器配列体304は超音波受信器として働き、反射された超
音波信号（エコー）を電気信号に変換する。電気信号は
よく知られているように制御可能な遅延回路装置に従っ
て組み合わせられるので、位相変換器配列体304の各変
換器により与えられた信号は一中心点からの反射として
同時に処理される。

受信器回路装置310の出力信号は、受信器回路装置310
から与えられる信号の振幅に比例する正の出力信号を供
給する包絡線検出器312に加えられる。包絡線検出器312
から与えられる振幅信号はA/D変換器314によりディジタ
ル化される。次に述べるようにこのディジタル化された
エコー信号は、超音波により発生された画像信号の次に
続く表示及び／又は記録のために、扇形走査エコーをラ
スタ走査形式へ変換するためのディジタル走査変換器へ
加えられる。

受信器回路装置310の出力信号は信号掛算器316、318
の入力端にも結合されている。掛算器316、318はそれぞ
れ基準信号入力S1、S2を有する位相検出器を備える。S1
は基準発振器302から与えられる基準信号であり、S2はS
1と同じ周波数の信号であるが、しかし位相偏移回路320
によりS1の位相に比べて90゜偏移された位相を有する。
よく知られたようにこの配置により、掛算器316、318は
同相及び直角位相の同期検波器として働き、それにより
受信されたエコー信号の同相（Ｉ）の及び直角位相
（Ｑ）のベースバンドベクトル成分を供給する。A/D変
換器322、324はそれぞれディジタル化されたＩ信号とＱ
信号とを発生する。

空間ベクトルプロセッサ326は、時間にわたってカラ
ーの血液流画像を表すディジタルの血液流評価信号を提
供し、この信号はディジタル走査変換器328に加えられ
る。空間ベクトルプロセッサ326は後に詳細に説明す
る。既に述べたように、ディジタル化されたエコー信号
はディジタル走査変換器330に加えられる。この技術分
野において通常行われるように扇形制御器332は扇形フ
ォーマットに従ってディジタル走査変換器328、330への
ディジタル信号の読み込みを制御し、ラスタ制御器334
はラスタフォーマットに従ってディジタル走査変換器32
8、330からのディジタル信号の読み出しを制御する。血
液流速を表すカラー血液流画像を重畳された解剖学的画
像を表す信号を発生するために、コンバイナ336は走査
変換器328と330とから来るディジタル信号を組み合わせ
る。コンバイナ336は中央処理装置338の出力端に結合さ
れた追加の入力端を有し、中央処理装置言はとりわけ例
えば患者の名前、医療経歴及び超音波装置のための運転
メニューから選択できる運転命令を従来の形で含む文書
の情報を提供する。

コンバイナ336はビデオプロセッサ340により従来の方
法で処理されそして表示及び／又は記録装置342に加え
られる赤、緑及び青の出力信号を与える。表示装置はカ
ラーCRT又は白黒CRTかか成ることができ、記録装置は帯
形記録計又はビデオテープレコーダから成ることができ
る。

空間的プロセッサ326を除いて第３図の構成と動作に
関する詳細に対しては、アメリカ合衆国特許第4612937
号明細書を参照されたい。

第４図には第３図に示された空間的ベクトル平均化器
の機能ブロック線図を示す。第３図の直角掛算器316及
び318からの復調されたＩ及びＱベクトル信号成分は、
入ってくるエコー信号と共に受信される雑音信号並びに
掛算器316、318から供給される望ましくない高周波信号
成分を除去するために低域フィルタ402、404に加えられ
る。次に信号処理の残りのものをディジタルの形で行う
ことができるように、A/D変換器406、408はそれぞれＩ
信号とＱ信号とをディジタル化する。既に述べたように
空間ベクトル平均化は受信された各エコー信号の時間的
処理に比べて著しく多い情報（帯域幅）を用いるので、
次に続くディジタルの処理が正確であるように各エコー
信号のディジタルの記述が十分なサンプルを有すること
が重要である。こうして各エコー信号は、空間プロセッ
サ326の中で処理されるパルス対信号のナイキストレー
トに従って空間プロセッサ326へ信号サンプルを供給し
なければならない。例えばもし各エコー信号が2.25MHz
の帯域幅を有するならば、エコー信号サンプルは4.5MHz
のレートでプロセッサ326へ供給されなければならな
い。理想的にはA/D変換器406、408はエコー信号をこの
レートでディジタル化するが、しかしながら比較的速度
が遅く従って比較的価格の安いA/D変換器を2.25MHzで用
い、かつ4.5MHzのサンプルレートを得るために（従来の
かつよく知られた構造の）ディジタル補間器410、412を
用いることが、現在では費用的に一層有効である。壁の
運動を排除するためにすなわち血液流速に比べて比較的
遅い壁の運動を排除するために、第３次のディジタル高
域フィルタ414、416がそれぞれＩ及びＱ信号をろ過す
る。壁運動の変化する量を適切に波所するために、送信
される超音波信号に関して5MHzのサンプリングレートを
用いるときに、高域フィルタ414、416の遮断周波数は例
えば66Hzないし526Hzに調節可能である。高域フィルタ4
14、416は従来のようにディジタルの遅延線キャンセル
としての要求を見たし、当業者にはよく知られている。

時間的な速度処理の場合のように、空間的に平均化す
る速度処理は共分散アルゴリズムを含み、すなわち、１）パルス対ベクトルは次々に続くエコーの複素共役掛
算により計算され、２）合成されたベクトルの実部分及び虚部分が平均化さ
れ、３）血液流の平均周波数（速度）は平均化されたベクト
ルの位相を計算することにより決定される。

こうして複素共役掛算器418はＩ及びＱのエコー信号
成分を受け取り、式（４）に従って複素共役掛算により
次々に続くエコー信号を用いてパルス対ベクトル成分を
計算する。

次にパルス対ベクトルの実及び虚の部分は、それぞれ
空間的平均化器420、422によりそのコヒーレンス間隔
（パルス幅）にわたって空間的に平均化される。平均周
波数（速度）はtan^-1回路424を用いてエコーベクトルの
位相を計算することにより決定される。すなわちパルス
対ベクトルの虚の部分と実の部分との比のアークタンジ
ェントを計算することにより、速度評価が行われる。

乱れの評価も行われる。式（７）で示すように乱れの
評価はＲ（Ｔ）は絶対値とＲ（０）との比に比例する。
Ｒ（０）は受信されたエコー信号の動力に相応し、Ｉ及
びＱエコー信号成分の二乗の合計により計算される。こ
のことは二乗回路426により遂行される。正確さのため
に、計算された動力は、平均化器420、422により与えら
れる空間的平均化と同じ程度まで平均化器428により空
間的に平均化され、乱れ評価計算器430の一入力端に加
えられる。絶対値回路432はＲ（Ｔ）の絶対値を乱れ評
価計算器430の他の入力端に与える。乱れ評価は計算器4
30の出力端に与えられる。

第５図はブロック線図の形で第４図の配列に対するハ
ードウェアの配置を示す。エコーベクトル信号の複素共
役掛算は次に示すように遂行される。

こうして遅延回路502、504により与えられ次々に続く
エコー信号の間の時間遅延Ｔに等しい遅延を用いて、ミ
クサ506の出力はI_nI_n-1であり、ミクサ508の出力はI_n-1
Q_nであり、ミクサ510の出力はQ_nQ_n-1であり、ミクサ512
の出力はI_nQ_n-1である。こうして加算器514の出力はR_i
であり、減算器516の出力はR_jある。加算器518、520は
それぞれR_iとR_jとのベクトル成分の和を繰り返し与え、
それぞれ加算器518、520へフィードバックの形で結合さ
れた時間遅延回路522、524により、各和は各ベクトル成
分の空間的平均化を与える。空間的平均化を実施するよ
うに、時間遅延回路522、524により与えられた遅延Δは
回路502、504により与えられた遅延より著しく短い。す
なわち遅延Δは第２図の各エコー信号の次々に続くサン
プルA₁,A₂,A₃・・・A_iの間の周期に相応する。空間的平
均化の数は、パルス対信号サンプルの例えば５ないし20
回続く空間的な平均化の後に、平均化器420、422の出力
を周期的にゼロにリセットすることにより設定される。
コヒーレンス間隔を越える平均化は評価のSN比を増加す
るけれども、解像度を減少することが注目される。tan
^-1計算は、空間的に平均化されたディジタルのR_i及びR_j
信号をアドレスとして受け取りその出力としてtan^-1（R
_j/R_i）を与えるようにプログラムされたルックアップ表
（記憶装置）525により与えられ、この出力は超音波扇
形走査の選択されたサンプル体積の中の血液流の平均速
度を表す。

乱れ評価に対しては、回路426が二乗回路526、528と
加算器530とから成り、回路432が二乗回路532、534と加
算器536とから成る。乱れ計算は、処理されたディジタ
ルのＲ（０）とＲ（Ｔ）との信号をアドレスとして受け
取りその出力としてに相応する信号を与えるようにプログラムされたルック
アップ表542により行われ、この出力は超音波扇形走査
の選択されたサンプル体積の中の血液流に対する乱れ評
価に比例する。理論上は平方根回路が加算器542の後ろ
に設けられるべきであるが、しかし実際上は平方根回路
の効果をルックアップ表538の中へあらかじめプログラ
ムして入れることができ、それにより平方根回路に対す
る必要がなくなる。

良好な乱れ評価は一般に10以上のエコーの平均化を必
要とすることが注目される。こうしてただ一つのパルス
対（すなわち二つのエコー）だけを用いる前記の空間的
ベクトル平均化は、従来の時間的平均化より低い解像度
の乱れ評価を与える。更に弱いドプラ信号に対しては更
に多くの平均化が正確な評価のために一般に必要である
ことが知られている。それゆえにこの発明の別の特徴に
基づき前記の空間的平均化技術を、所望の場合には空間
的平均化と共に時間的信号処理を含むように修正するこ
とができる。この形式の処理はここでは二次元ベクトル
平均化と呼ばれる。なぜならばエコーベクトル信号が二
次元のマトリックスの中で処理かつ平均化されるからで
あり、マトリックスの一つの軸は軸（空間）方向であ
り、直交する軸はｔ（時間）方向である。この場合には
第４図に示す空間的平均化器420、422はそれぞれ、第６
図に示すような空間的／時間的平均化器602により置き
換えられる。平均化器602は、第４図及び第５図に示す
ような空間的平均化器と次に続く従来の設計の時間的平
均化器とから成る。時間的な平均化器は、各パルス対に
対する例えば５回の空間的平均化に組み合わせて20個の
平均値を発生するように、次々に続くエコー信号の対例
えば４対（次々に続く五つのエコー信号を用いて）から
の相応の信号サンプルを時間的に処理する。弱い信号の
受信中には、この結果空間的平均化だけを用いるのに比
べて改善された解像力の乱れ評価と、空間的な平均化だ
けを用いるのに比べて改善された解像力の速度評価とが
もたらされる。勿論能力のトレードオフも可能であり、
例えば比較的高いフレームレートのモードに対しては20
回の空間的平均化だけを用い時間的平均化を用いないこ
とができる。

こうして、求められたすべての目的と長所とを満足す
る血液流評価信号を発生するために、超音波エコー信号
を処理する新しい装置が示されかつ説明された。しかし
この明細書と有利な実施例だけを開示した添付図面とを
考慮した後に、この発明に関する多くの変更、修正、変
形及び他への適用は当業者にとって明らかとなる。例え
ば前記の空間的に処理する評価技術は超音波以外の分
野、例えばレーダ又は他の形式のドプラ装置に適用する
ことができる。加えるに第５図のハードウェアの中に設
けられるとして示された信号処理の部分をソフトウェア
の中に含めることができる。この発明の趣旨と範囲とか
ら逸脱しないすべてのかかる変更、修正、変形及び他へ
の適用は、特許請求の範囲により限定されたこの発明の
枠内にある。

【図面の簡単な説明】

第1A図は超音波速度評価装置の次々に続く超音波パルス
とエコーとを時間軸に関してグラフで示した図、第1B図
はエコーに関する従来の時間的平均化技術を三次元的に
グラフで示した図、第２図はこの発明に基づくエコーに
関する空間的平均化技術を三次元的にグラフで示した
図、第３図はこの発明に基づくパルス対空間的ベクトル
平均化を含む超音波イメージング装置の一実施例のブロ
ック線図、第４図は第３図に示す装置の速度及び乱れ評
価処理部分の機能的ブロック線図、第５図は第４図に示
すブロック線図のためのハードウェアのブロック線図、
第６図は第４図に示す空間的平均化器の変形例としての
空間的／時間的平均化器の機能的ブロックを示す図であ
る。１、２、３、・・・ｎ……パルス信号 e₁、e₂、e₃、・・・e_n……エコー信号

フロントページの続き (58)調査した分野(Int.Cl.⁶，ＤＢ名) A61B 8/06

Claims

(57)【特許請求の範囲】

【請求項１】移動するターゲットに向けてパルス信号の
群を送信し、送信されたパルス信号の群のターゲットか
らの反射によって引き起こされるエコー信号の群を受信
し、受信したエコー信号を実及び虚のベクトル信号成分
に変換し、実及び虚の処理されたベクトル信号成分を発
生するように時間的変化を表す方向で相前後する前記エ
コー信号の２つの群をベクトル成分フォーマットの中で
ベクトル処理し、実及び虚の処理されたベクトル成分を
空間的変化を表す方向で空間的に平均化し、空間的に平
均化された実及び虚の処理されたベクトル信号成分から
前記速度評価を計算するステップから成ることを特徴と
する、ドプラ法による速度評価方法。
【請求項２】前記ベクトル処理ステップが、前記ターゲ
ットの前記速度評価を発生するのに用いるために、前記
エコー信号の時間的変化を表す方向で相前後する群のう
ちの単一の対だけをベクトル処理することを含むことを
特徴とする請求項１記載の方法。
【請求項３】前記のベクトル処理及び空間的変化を表す
方向での平均化ステップが、エコー信号の時間的変化を
表す方向で相前後する前記２つの群を相関処理すること
を含むことを特徴とする請求項１記載の方法。
【請求項４】前記計算ステップが、前記速度評価を表す
信号を発生するために、空間的に平均化され処理された
ベクトルの虚の成分と実の成分との比のアークタンジェ
ントを計算することを含むことを特徴とする請求項１記
載の方法。
【請求項５】前記相関処理ステッが、エコー信号の時間
的変化を表す方向で相前後する前記２つの群の複素共役
掛算を含むことを特徴とする請求項３記載の方法。
【請求項６】前記計算ステップが、前記速度評価を表す
信号を発生するために、空間的に平均化され処理された
ベクトルの虚の成分と実の成分との比のアークタンジェ
ントを計算することを含むことを特徴とする請求項３記
載の方法。
【請求項７】更に、前記ベクトル処理ステップの前にエ
コー信号の前記群をディジタル化するステップを含み、
前記ディジタル化がエコー信号の前記群の各群に対しナ
イキストレートのほぼ２倍のレートで発生されるエコー
信号サンプルをもたらすことを請求項１記載の方法。
【請求項８】前記空間的平均化ステップが、前記速度評
価を発生するために、前記エコー信号の時間的に次々に
続く信号の複数の対を空間的に平均化することに組み合
わせて、時間的に次々に続くエコー信号の複数の対の各
対に対する前記の空間的平均化の結果を時間的変化を表
す方向で時間的に平均化することを含むことを特徴とす
る請求項１記載の方法。
【請求項９】更に、前記の空間的及び時間的に平均化さ
れたエコー信号を用いて乱れの評価を計算するステップ
を含むことを特徴とする請求項８記載の方法。
【請求項１０】更に、与えられた走査領域にわたる前記
速度評価の二次元配列を発生するように前記ステップに
従って速度評価を繰り返し計算し、前記の与えられた走
査領域の中に速度評価の画像を発生するように速度評価
の前記二次元の配列を表示するステップを含むことを特
徴とする請求項１記載の方法。
【請求項１１】移動するターゲットに向けて信号の群を
送信し、パルス信号の前記の送信された群の前記ターゲ
ットから反射によって引き起こされるエコー信号の群を
受信し、前記の移動するターゲットの速度の前記評価を
発生するために前記エコー信号の空間的平均化を伴うデ
ィジタルで自己相関処理するステップから成り、ディジ
タル化ステップが前記自己相関処理と空間的平均化ステ
ップより先行し、前記エコー信号の個々の信号に対する
ナイキストレートのほぼ２倍の最小レートで前記エコー
信号のディジタル化されたサンプルを発生することを特
徴とするドプラ法による速度評価方法。
【請求項１２】空間的平均化を伴う前記の自己相関処理
するステップが、ベクトル成分信号を作るために前記エ
コー信号の隣接する２つの群の複素共役掛算を行い、か
つ前記のベクトル成分信号を空間的に平均化することを
含むことを特徴とする請求項11記載の方法。
【請求項１３】更に、前記速度評価を表す信号を発生す
るために空間的に平均化されたベクトル成分の比のアー
クタンジェントを計算することを含むことを特徴とする
請求項12記載の方法。
【請求項１４】更に、前記の空間的に平均化されたベク
トル成分を用いて乱れの評価を計算することを含むこと
を特徴とする請求項13記載の方法。
【請求項１５】更に、与えられた走査領域にわたる前記
速度評価の二次元配列を発生するように前記ステップに
従って速度評価を繰り返し計算し、前記の与えられた走
査領域の中に速度評価の画像を発生するように速度評価
の前記二次元の配列を表示するステップを含むことを特
徴とする請求項11記載の方法。
【請求項１６】移動するターゲットに向けてパルス信号
の群を送信し、パルス信号の前記の送信された群の前記
ターゲットから反射により引き起こされるエコー信号の
群を受信し、ベクトル成分信号を発生するために前記エ
コー信号の時間的変化を表す方向で相前後する群のうち
の一対の群を複素共役掛算し、前記ベクトル成分信号を
空間的に平均化し、前記ターゲットの前記速度評価を発
生するために受信されたエコー信号の時間的変化を表す
方向で相前後する群のうちの隣接する一対の群に対して
前記の２つのステップを繰り返すというステップから成
ることが特徴とするドプラ法による速度評価方法。
【請求項１７】更に、与えられた走査領域にわたって前
記速度評価の二次元配列を発生するように前記ステップ
に従って速度評価を繰り返し計算し、前記の与えられた
走査領域の中で速度評価の画像を発生するように速度評
価の前記の二次元配列を表示するステップを含むことを
特徴とする請求項16記載の方法。
【請求項１８】移動するターゲットに向けてパルス信号
の群を送信するための手段と、パルス信号の前記の送信
された群の前記ターゲットから反射により引き起こされ
るエコー信号の群を受信するための手段と、前記ターゲ
ットの前記速度評価を発生するために前記エコー信号を
空間的に平均化する空間的平均化手段と、前記エコー信
号の時間的変化を表す方向で相前後する少なくとも一対
の信号の空間的平均化を繰り返し行うようにフィードバ
ックの形で遅延回路を結合された加算器とを備え、前記
空間的平均化手段が前記の送信されたパルス信号の隣接
する群の間に時間遅延に等しい時間遅延を有する遅延手
段を備えることを特徴とするドプラ法による速度評価装
置。
【請求項１９】更に、前記の空間的に平均化されたエコ
ー信号から乱れの評価を計算するための手段を備えるこ
とを特徴とする請求項18記載の装置。
【請求項２０】前記ターゲットの前記速度評価を発生す
るために前記空間的平均化手段が前記エコー信号の時間
的変化を表す方向で相前後する信号のうちのただ一つの
対だけを平均化することを特徴とする請求項18記載の装
置。
【請求項２１】前記空間的平均化手段が、前記の受信さ
れたエコー信号を実及び虚のベクトル信号成分に変換す
るための手段と、実及び虚の処理されたベクトル信号成
分を発生するように前記エコー信号の時間的変化を表す
方向で相前後する２つの群を実及び虚のベクトル成分フ
ォーマットにおいてベクトル処理するための手段と、前
記の実及び虚の処理されたベクトル成分を空間的に平均
化するための手段と、前記の空間的に平均化された実及
び虚の処理されたベクトル信号成分から前記速度評価を
計算するための手段とを備えることを特徴とする請求項
18記載の装置。
【請求項２２】前記ベクトル処理手段が、前記エコー信
号の時間的変化を表す方向で相前後する前記２つの群を
相関処理するための手段を備えることを特徴とする請求
項21記載の装置。
【請求項２３】前記相関処理手段が、エコー信号の時間
的変化を表す方向で相前後する前記２つの群を複素共役
の形で掛算するための複素共役掛算器を備えることを特
徴とする請求項21記載の装置。
【請求項２４】前記計算手段が、前記速度評価を表す信
号を発生するために空間的に平均化され処理されたベク
トルの虚の成分と実の成分との比のアークタンジェント
を計算するための手段を備えることを特徴とする請求項
23記載の装置。
【請求項２５】前記のアークタンジェント計算手段が、
前記の空間的に平均化された虚及び実のベクトル成分に
よりアドレスされるルックアップ表記憶装置を備えるこ
とを特徴とする請求項24記載の装置。
【請求項２６】更に、エコー信号の前記群の各群に対す
るナイキストレートのほぼ２倍のレートでエコー信号サ
ンプルを前記空間平均化手段へ供給するように、エコー
信号の前記群をディジタル化するための手段を備えるこ
とを特徴とする請求項18記載の装置。
【請求項２７】移動するターゲットに向けて信号の群を
送信するための手段と、パルス信号の前記の送信された
群の前記ターゲットから反射により引き起こされるエコ
ー信号の群を受信するための手段と、前記エコー信号を
ディジタル化するための手段と、前記の移動するターゲ
ットの前記速度評価を発生するために前記のディジタル
化されたエコー信号の空間的平均化を伴うディジタルで
自己相関処理を行うための手段とを備え、前記ディジタ
ル化手段が前記エコー信号の個々の信号に対するナイキ
ストレートのほぼ２倍の最小レートで前記エコー信号の
ディジタル化されたサンプルを発生することを特徴とす
るドプラ法による速度評価装置。
【請求項２８】空間的平均化を伴う自己相関処理のため
の前記手段が、ベクトル成分信号を発生し前記ベクトル
成分信号を空間的に平均化するために、複素共役の形で
前記エコー信号の前記の２つの隣接する群を相互に掛け
合わせるための複素共役掛算器を備えることを特徴とす
る請求項27記載の装置。
【請求項２９】更に、前記速度評価を表す信号を発生す
るために、空間的に平均化されたベクトル成分の比のア
ークタンジェントを計算するための手段を備えることを
特徴とする請求項28記載の装置。
【請求項３０】更に、前記の空間的に平均化されたベク
トル成分を用いて乱れ評価を計算するための手段を備え
ることを特徴とする請求項29記載の装置。
【請求項３１】更に、与えられた走査領域にわたり前記
速度評価の二次元の領域を発生するように速度評価を繰
り返し計算するための手段と、前記与えられた走査領域
の中で速度評価の画像を発生するように速度評価の前記
の二次元の配列を表示するための手段とを備えることを
特徴とする請求項27記載の装置。
【請求項３２】移動するターゲットに向けてパルス信号
の群を送信するための手段と、パルス信号の前記の送信
された群の前記ターゲットから反射により引き起こされ
たエコー信号の群を受信するための手段と、ベクトル成
分信号を発生するために前記エコー信号の時間的変化を
表す方向で相前後する一対の群の複素共役掛算を行うた
めの手段と、前記ベクトル成分信号を空間的に平均化す
るための手段と、前記ターゲットの前記速度評価を発生
するために前記エコー信号の時間的変化を表す方向で相
前後する群のうちの隣接する対に対する前記空間的平均
化の結果を時間的変化を表す方向で時間的に平均化する
ための手段とを備えることを特徴とするドプラ法による
速度評価装置。
【請求項３３】更に、前記の空間的及び時間的に平均化
されたベクトル成分から乱れ評価を計算するための手段
を備えることを特徴とする請求項32記載の装置。
【請求項３４】更に、与えられた走査領域にわたり前記
速度評価の二次元の配列を発生するように速度評価を繰
り返し計算するための手段と、前記与えられた走査領域
の中で速度評価の画像を発生するように速度評価の前記
二次元の配列を表示するための手段とを備えることを特
徴とする請求項32記載の装置。
【請求項３５】更に、前記の空間的に平均化して処理さ
れたベクトル成分を用いて乱れ評価を計算する段階を含
むことを特徴とする請求項１記載の装置。
【請求項３６】更に、前記ターゲットの前記速度評価を
発生するために前記空間的平均化手段の結果を時間的に
平均化するための手段を備えることを特徴とする請求項
18記載の装置。
【請求項３７】更に、前記ターゲットの乱れ評価を発生
するために前記空間的平均化手段の結果を時間的に平均
化するための手段を備えることを特徴とする請求項27記
載の装置。