JP3029315B2

JP3029315B2 - 超音波血流イメージング装置

Info

Publication number: JP3029315B2
Application number: JP3089885A
Authority: JP
Inventors: 修一河崎; 俊夫白坂; 孝信内堀; 泰夫宮島
Original assignee: Toshiba Corp
Current assignee: Toshiba Corp
Priority date: 1990-03-30
Filing date: 1991-03-27
Publication date: 2000-04-04
Anticipated expiration: 2015-04-04
Also published as: JPH04218143A

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【産業上の利用分野】本発明は、超音波ドップラ効果を
利用して被検体（生体）内の血流情報を得、当該血流情
報を２次元画像として表示する超音波血流イメージング
装置に関するものである。

【０００２】

【従来の技術】この種の超音波血流イメージング装置
は、超音波ドプラ法とパルス反射法とを実施することが
可能な装置である。このような装置には、一つの超音波
プローブにて、血流情報と断層像（Ｂモード像）情報と
を得ることができ、しかも、カラー処理された血流情報
を断層像に重ねてリアルタイム表示することが可能な装
置がある。このような装置において、血流情報の一つで
ある血流速度を測定する原理を以下説明する。

【０００３】すなわち、被検体内を流れている血流に対
し、超音波プローブから超音波パルス（ビーム）を送波
すると、この超音波ビームの送波における中心周波数ｆ
ｏは、流動する血球によって散乱を受ける。このため、
散乱を受けた中心周波数ｆｏは、ドップラ偏移を受け、
周波数ｆｄだけ変化する。従って、このとき超音波プロ
ーブにて受波した超音波エコーの受波における中心周波
数ｆは、ｆ＝ｆｏ＋ｆｄとなる。この場合、送波におけ
る中心周波数ｆｏとドプラ偏移周波数ｆｄとは次式のよ
うに示される。

【０００４】

【０００５】従って、ドプラ偏移周波数ｆｄを検出する
ことによって、血流速度ｖを計測することができる。

【０００６】このようにして得られた血流速度ｖを、２
次元画像として表示を行うには次のように行われる。先
ず、図１７に示すように、超音波プローブ１から被検体
に対し、ａ，ｂ，ｃ，…方向に順次超音波パルスを送波
する（セクタスキャン）もちろん、セクタスキャンに限
定されることなく、リニアスキャン等の他のスキャン方
式でも良い。

【０００７】最初にａ方向に数回超音波パルスが送波さ
れると、これら超音波パルスは被検体内の血流でドプラ
偏移を受ける。そして、超音波エコーは、同一の超音波
プローブ１によって受波され、図１８に示すように、電
気信号に変換されて受信回路２に送られる。受信回路２
の出力は、位相検波回路３に与えられ、ここでドプラ偏
移信号が検出される。なお、図１８に示す装置において
は、送信系の図示を省略している。

【０００８】前記検出されたドプラ偏移信号は、超音波
パルスの超音波送受波方向に予め定められた、例えば２
５６個のサンプル点ＳＰ毎に捕えられる。各サンプル点
で捕えられたドプラ偏移信号は、位相検波回路３に備わ
るＭＴＩ（moving target indication）フィルターに通
され、ここで動きの遅いクラッタ信号の幾分かは除去さ
れる。クラッタ信号が幾分かは除去されたドプラ偏移信
号は、周波数分析器４で周波数分析される。該分析によ
り血流情報が得られ、該血流情報はディジタル・スキャ
ン・コンバータＤＳＣ５に送られここで走査変換された
後にモニタ６に送出される。

【０００９】そして、モニタ６においては、ａ方向に関
する血流像が２次元画像としてリアルタイムで表示され
る。以下、ｂ，ｃ，…の各方向に対しても同様な動作が
繰り返されて、各スキャン方向に対応した血流像（流速
分布像）が表示されることになる。以上において位相検
波回路３により得られるドプラ偏移信号には、ドプラ偏
移信号の他に不要なノイズ信号が含まれており、また、
ドプラ偏移信号は、血流に基づくドプラ偏移信号（血流
信号）と、動きを伴う心臓等の壁からのドプラ偏移信号
（クラッタ信号）とからなることに注目すべきである。
ＭＴＩフィルターはクラッタ信号の除去に有効である。

【００１０】従って、血流情報が、血流信号の他に、ク
ラッタ信号をも含んだものであるとすると、表示された
血流情報は低い精度のものであるから、結局、高精度の
診断ができない。これを可能なかぎり防止するためＭＴ
Ｉフィルターを設けているが、この他の対策として、ノ
イズ信号はパワーが小さいことに着目し、パワーの小さ
い血流情報そのものを表示しないという手段が、従来か
ら採用されていた。

【００１１】

【発明が解決しようとする課題】しかし乍、上記の手段
においては、画一的に小パワーの血流情報を表示しない
ようにしているため、小パワーの血流信号に基づく血流
情報は失われてしまう、このため、このような血流情報
が失われてしまった部分が黒色の表示となることがあっ
た。

【００１２】また、血流信号とクラッタ信号との弁別
は、従来は行っていなかったため、例えば超音波プロー
ブを動かしたときや、被検者が呼吸をしたときや、心臓
付近をイメージング対象としたときなどには、これら動
きの影響で発生するクラッタ信号も血流情報として表示
されるため、血流信号だけの血流情報を適格に観察する
ことができず、診断に重大な悪影響を与えていた。

【００１３】そこで本発明の目的は、血流信号を最大限
に表し且つノイズ信号やクラッタ信号を最低限に表した
血流情報を表示することが可能な超音波血流イメージン
グ装置を提供することにある。

【００１４】

【課題を解決するための手段】請求項１に係る発明は、
被検体に対して超音波を送受波し、前記送受波により得
られた反射波信号に基づいて生成した断層像と、前記反
射波信号から求めたドプラ検波信号に基づいて生成した
２次元血流像とを重畳して表示する超音波イメージング
装置において、前記ドプラ検波信号に基づいて求めたパ
ワー値をしきい値に比較する比較手段と、前記比較手段
の比較結果に基づいて、前記２次元血流像を表示する画
素と表示しない画素とを弁別する弁別手段と、前記被検
体の体表からの距離、プローブ駆動周波数及び診断対象
部位に応じて前記しきい値を変える手段とを具備したこ
とを特徴とする。請求項２に係る発明は、被検体に対し
て超音波を送受波し、前記送受波により得られた反射波
信号に基づいて生成した断層像と前記反射波信号から求
めたドプラ検波信号に基づいて生成した２次元血流像と
を重畳して表示する超音波イメージング装置において、
前記ドプラ検波信号に基づいて求めたパワー値をしきい
値に比較する比較手段と、前記比較手段の比較結果に基
づいて前記２次元血流像を表示する画素と表示しない画
素とを判別するものであり、１つの画素についての弁別
をその画素の比較結果と近傍画素の比較結果とに基づい
て行う判別手段と、前記判別手段の判別結果に基づい
て、前記２次元血流像を表示する画素と表示しない画素
とを弁別する弁別手段とを具備したことを特徴とする。

【００１５】

【００１６】

【００１７】

【作用】請求項１，２，３に係る発明によれば、弁別手
段には、自己相関器の出力であるパワー、血流の平均速
度、分散が与えられる。該弁別手段は、パワー、血流の
平均速度、分散について２以上組合せた場合におけるそ
れらの対応関係に基づき、血流によるドプラ偏移信号
（血流信号）と、ノイズ信号と、クラッタ信号とを高精
度に弁別することができる。このような弁別がなされる
ことにより、本来必要とする血流信号のみが得られ、よ
って高精度の血流情報が得られるものとなる。

【００１８】

【実施例】以下、本発明の第１の実施例を説明する。

【００１９】図１に示すように、本実施例の超音波血流
イメージング装置は、超音波プローブ１０、送信系２
０、受信系３０、Ｂモード処理系４０、ＣＦＭ処理系５
０、ＦＦＴ処理系６０、映像処理系７０、及び制御系８
０から構成される。

【００２０】超音波プローブ(PROBE) １０は、並設され
た複数の超音波トランスデューサを有している。超音波
プローブ(PROBE) １０は、これらの超音波トランスデュ
ーサ個々より被検体に対して超音波パルスを送受波す
る。

【００２１】送信系２０は、パルス発生器(PGC) ２１、
送信遅延回路(TDC) ２２及びパルサ(PUL) ２３を有し、
超音波プローブ１０に対し超音波パルスの送波のための
信号を与える。

【００２２】ここで、パルス発生器２１は、血流情報で
あるカラー・フロー・マッピング（ＣＦＭ：カラードッ
プラー像とも言う。）の一つの方向における一つの超音
波ラスタを得るために、Ｎ個のレートパルスを送信遅延
回路２２に与える。この送信遅延回路２２は、パルス発
生器２１から受けたレートパルスに対し、超音波トラン
スデューサ毎に所定の遅延時間を与える。これにより、
超音波ビームを所定の方向に偏向させて送波し且つこの
偏向送波においてビームを収束させることができる。そ
して、前記遅延されたレートパルスは、パルサー２３に
与えられる。パルサー２３は、前記遅延されたレートパ
ルスそれぞれに基づき超音波トランスデューサそれぞれ
を所定回数だけ繰返し送信駆動することになる。

【００２３】以上により超音波プローブ１０がパルサー
２３により送信駆動されると、超音波プローブ１０から
図示しない被検体に超音波パルスが送波される。そし
て、この被検体内に送波された超音波パルスは、被検体
内の血管内を流れる血液によりドプラ偏移を受ける。従
って、超音波エコーはドプラ偏移信号を含むことにな
る。このドプラ偏移信号を含む超音波エコーは送信時と
同じ超音波トランスデューサにより受波される。従っ
て、超音波プローブ１０により例えば図１７に示す超音
波ラスタ毎に複数の受信信号が得られる。

【００２４】受信系３０は、プリアンプ３１、受信遅延
回路(RDC) ３２及び加算回路(SUC) ３３を有する。超音
波プローブ１０により得られた受信信号は、プリアンプ
２１に与えられ、増幅される。この増幅された受信信号
は、受信遅延回路(TDC) ３２に与えられる。この受信遅
延回路３２では送信時に与えた遅延時間を元に戻すよう
な遅延時間を、超音波トランスデューサそれぞれからの
受信信号に与える。そして加算器３３は、超音波トラン
スデューサそれぞれからの受信信号をレートパルス毎に
加算する。

【００２５】Ｂモード処理系４０は、対数増幅回路(LA
C) ４１、包絡線検波回路(EDC) ４２、アナログ／ディ
ジタル変換器(ADC) ４３からなる。このＢモード処理系
４０は、加算回路３３から与えられる複数レートの加算
信号のうち一番目のレートの加算信号のみを入力する。
当該加算信号は対数増幅回路４１に与えられ、対数増幅
される。この対数増幅された信号は包絡線検波回路４２
により包絡線検波される。この包絡線検波回路４２は加
算信号を包絡線検波してＢモード像（断層像）を生成す
るための映像信号を、超音波ラスタ毎に得る。この信号
は、Ａ／Ｄ変換器(ADC) ４３によりディジタル信号化さ
れ、ＤＳＣ７１に与えられる。

【００２６】ＣＦＭ処理系５０は、位相検波回路５１、
ＡＤＣ５２、ＭＴＩフィルタ５３、自己相関回路５４、
判別処理回路５５、演算回路５６、これら各回路を制御
するＣＦＭコントローラ５７からなる。ＣＦＭ処理系５
０は、自己相関法を利用して血流情報であるＣＦＭ画像
を得るものであって、本願発明の最も特徴とするもので
ある。

【００２７】位相検波回路５１には、加算回路３３から
レート毎の加算信号が与えられる。この位相検波回路５
１は、加算信号である受信信号を直交位相検波し、図示
しないローパスフィルタ（ＬＰＦ）により高周波数成分
を除去してドプラ偏移信号ｆｄ、すなわち、血流像生成
のためのドプラ検波出力を出力する。このドプラ検波出
力には、本来必要とする血流信号の他に、本来必要とし
ない信号である、心臓の壁等のように動きの遅い物体か
らの反射信号（クラッタ信号）やノイズ信号も含まれて
いる。

【００２８】この位相検波回路５１からのドプラ検波出
力は、ＣＦＭ処理系５０及びＦＦＴ処理系６０に与えら
れる。

【００２９】ＦＦＴ処理系６０は、高速フーリエ変換処
理すべきサンプル点を定めるレンジゲート回路(RGC) ６
１と、高速フーリエ変換器(FFT) ６２とからなる。この
ＦＦＴ処理系６０は、レンジゲート回路(RGC) ６１で定
めた一つのサンプル点についての血流速度の時間変化を
示す血流計として機能する。

【００３０】映像系７０は、超音波スキャン画像を標準
ＴＶスキャン画像にスキャン変換するＤＳＣ７１と、Ｄ
ＳＣ７１の出力画像にカラー処理を施すカラー処理回路
(CPC) ７２と、カラー処理画像を表示するモニタ７３と
から構成される。

【００３１】制御系８０は、パネルＳＷ８１とメインコ
ントローラ８２とからなる。メインコントローラ８２
は、パネルＳＷ８１から与えられる操作指令に基づき、
ＣＦＭ処理系５０内のＣＦＭコントローラ５７に、ＣＦ
Ｍ処理系５０内の各回路を制御する制御信号Ｓ1 を与え
る。

【００３２】ここで、ＣＦＭ制御系５０について詳細に
説明する。すなわち、ＡＤＣ５２はドプラ検波出力をデ
ィジタル信号に変換し、その変換出力を、ＭＴＩフィル
タ５３に与える。ＭＴＩフィルタ５３は、Ｎ個のレート
パルスにおける同一画素間の位相変化により、血流の動
きを検出し、クラッタ信号を幾分か除去することができ
る。この自己相関回路(ACC) ５４にはクラッタ信号を幾
分か除去したドプラ検波出力が与えられ、これを周波数
分析する。この自己相関回路５４は、周波数分析器の一
種であり、多点についての周波数分析をリアルタイムで
行なうことができる。

【００３３】判別処理回路(DPC) ５５は、自己相関回路
５４と演算回路５６との間に設けられている。判別処理
回路(DPC) ５５は、自己相関回路５４から与えられる、
血流信号、残存クラッタ信号、ノイズ信号からなるドプ
ラ検波出力の各画素値と、予め定めた閾値とを、後述す
る方法にて比較し、当該ドプラ検波出力の画素値が、前
記予め定めた閾値を超えた期間中の該当画素値をブラン
ク処理するものである。

【００３４】図２は判別処理回路５５の詳細を示すブロ
ック図である。この図を参照して上述したブランク処理
を詳細に説明する。ここでは、一例として、パワーＰに
ついてのブランク処理を説明する。もちろん、平均速度
ｖ、分散σも同様に行うことができる。すなわち、判別
処理回路５５は閾値テーブル５５Ａ、コンパレータ５５
Ｂ、セレクタ５５Ｃからなる。閾値テーブル５５Ａには
ＣＦＭコントローラ５７から、体表からの距離情報と診
断対象情報が与えられる。これにより、閾値テーブル５
５Ａは、閾値データをコンパレータ５５Ｂに与える。コ
ンパレータ５５Ｂは予め定められた閾値と、自己相関回
路５４から与えられるドプラ検波出力としてパワー入力
データとを比較する。この状況は図３，図４に示され
る。そして、パワー入力データが閾値を超える期間中
は、フラグｆｇをセレクタ５５Ｃに与える。このフラグ
ｆｇが与えられた期間はブランク処理、すなわち、零に
されることにより、ノイズ信号、クラッタ信号を含まな
いトプラ検波出力であるパワー出力データが得られ、こ
れが演算回路５６に与えられる。

【００３５】演算回路５６は、判別処理回路５５から与
えられる信号に基づき、血流情報として血流の平均速度
ｖ、分散σ、パワーｐを求める。さらに演算回路５６か
ら出力される血流情報として平均速度ｖ、分散σ、パワ
ーｐは、ＤＳＣ７１に書き込まれる。

【００３６】一方、レンジゲート回路６１は、一つの超
音波ラスタ上に一つのサンプル点を設定すべく、位相検
波回路５１から与えられるドプラ検波出力にレンジゲー
トを与える。これにより、ドプラ検波出力のうちで、前
記サンプル点におけるトプラ検波出力のみが抽出され
る。ＦＦＴ６２は、レンジゲート回路６１から与えられ
るドプラ検波出力の周波数解析を行ない、血流速度の時
間的変化を求め、これにより求められた血流速度情報
は、ＤＳＣ７１に書き込まれる。

【００３７】以上により、ＤＳＣ７１には、Ｂモード像
を生成するためのデータ、ＣＦＭ像を生成するためのデ
ータ、血流速度情報を生成するためのデータが書込まれ
たことになる。そして、これらデータはＤＳＣ７１から
読出され、カラー処理回路７２によりカラー処理され
る。例えば、平均速度−分散（ｖ−σ）表示の場合に
は、カラー処理回路７２により、超音波プローブ１０に
近づく血液の流れは赤色系の色に変換され、超音波プロ
ーブ１０から遠ざかる血液の流れは青色系の色に変換さ
れる。また、カラー処理回路７２により、平均速度ｖの
大きさは、輝度の違いにより表現され、さらに、分散σ
は色相により表現される。また血流情報は、必要に応じ
て、カラー処理回路７２からエンコーダ７４を介してＶ
ＣＲ（ビデオカセットレコーダ）７５に記録される。

【００３８】以上の説明においては、平均速度ｖ、分散
σ、パワーｐ毎に固定閾値を用意するものとしていた。
つまり、生体による超音波減衰の影響を考慮しない場合
を例示した。しかし、図５に示すように、体表からの距
離に応じた値の閾値を用意することができる。図５は、
体表から離れるに従って、小さい値の閾値となる場合を
示している。これによると、生体による超音波減衰の影
響が考慮されたブランク処理が実現される。

【００３９】また、図５、図６に示すように、診断対象
に応じて固有の閾値を用意することができる。さらに診
断対象に応じた固有の閾値に診断対象に応じた深さ方向
の固有の減衰係数を付し、診断対象と，体表からの距離
との組合せに応じて、閾値を変化させることもできる。
図６においては、診断対象としては循環器、腹部、周辺
血管を例示し、それぞれにイニシャル固定閾値Ａ1 ，Ａ
2，Ａ3 と、減衰傾き係数ｋ1 ，ｋ2 ，ｋ3 を例示し
た。ここで、初期値Ａ1 ，Ａ2 ，Ａ3 はそれぞれ生体深
さ、及びプローブ駆動周波数に応じてｋ1 ，ｋ2 ，ｋ3
で補正されるものとする。また、図５、図６における閾
値は、平均速度ｖの閾値弁別処理ための閾値、分散σの
閾値弁別処理のための閾値、パワーｐの閾値弁別処理の
ための閾値、をそれぞれ示している。従って、図５，図
６の方式によれば、診断位置、診断対象に応じて、血流
信号とクラッタ信号との高精度な弁別が実現され、高精
度な血流イメージングが実現される。

【００４０】これにより、従来、クラッタ信号と血流信
号とが周波数的に接近したものである場合、ＭＴＩフィ
ルタ５３によりクラッタ信号だけを十分に除去できない
が、このような場合であっても、本実施例によれば、上
述した閾値弁別処理により、閾値を超える期間中の画素
はブランク処理されるので、全画面がカラーノイズの現
れた表示とはならない。ＣＦＭ像はほぼ血流信号のみか
ら作られたものとなる。

【００４１】また超音波プローブ１０が体表を移動して
いる場合は、閾値の値を小さくすることで、超音波プロ
ーブ１０を移動させた場合の不要なカラーノイズ（モー
ションアーチファクト）の発生を防止することもでき
る。例えば前記実施例によれば、四肢の血管を、超音波
プローブ１０を移動しながら走査したとしても、超音波
プローブ１０の移動により、モニタの表示面の全面に色
がつくため、血管を見失なうような不具合も生じなくな
る。

【００４２】なお、閾値は、超音波の生体内減衰、プロ
ーブ駆動周波数、送受信音場に起因する感度分布、診断
対象等をパラメータとして選定される。

【００４３】前述の例では、ブランク処理された画素を
黒色データとする例について説明したが、これに限るこ
となく、モニタ７３に表示される血流とは異なる表示フ
ォーマットのものとすることができる。例えば、血流で
は使用していないカラーコーディングや、血流より輝度
を下げた表示としてもよい。さらに血流信号とクラッタ
信号とノイズ信号を別々のフォーマットで表示しても良
い。

【００４４】次に本発明の第２の実施例の装置について
説明する。

【００４５】図７は本発明一実施例の超音波血流イメー
ジング装置を示すブロック図である。図７に示すように
本実施例装置は、超音波プローブ１１０と、プリアンプ
１１１と、パルサ(PUL) １１２と、発振回路１１３と、
ディレイ回路(DLC) １１４と、加算回路(SUC) １１５
と、包絡線検波回路(EDC) １１６と、ミキサ(MIX) １１
７Ａ，１１７Ｂと、９０°移相回路１１８と、ローパス
フィルタ(LPF) １１９Ａ，１１９Ｂと、アナログ／ディ
ジタル変換回路 (ADC)１２０Ａ，１２０Ｂと、ＭＴＩフ
ィルタ１２１Ａ，１２１Ｂと、自己相関回路(ACC) １２
２と、平均速度ｖ−演算回路１２３と、分散σ−演算回
路１２４と、パワーｐ−演算回路１２５と、判別処理回
路(DPC) １２６と、ＤＳＣ１２７と、カラー処理回路(C
PC) １２８、マルチプレクサ(MPX) １２９と、Ｄ／Ａ変
換回路(DAC) １３０と、モニタ１３１とを有する。ここ
で、ミキサ(MIX) １１７Ａ，１１７Ｂと、９０°移相回
路１１８と、ローパスフィルタ(LPF) １１９Ａ，１１９
Ｂと、アナログ／ディジタル変換回路(ADC) １２０Ａ，
１２０Ｂと、ＭＴＩフィルタ１２１Ａ，１２１Ｂと、自
己相関回路(ACC) １２２と、平均速度ｖ−演算回路１２
３と、分散σ−演算回路１２４と、パワーｐ−演算回路
１２５と、判別処理回路(DPC) １２６とは、ＣＦＭ処理
系２００を構成する。

【００４６】加算回路115 から出力された信号のうち一
方は、包絡線検波回路１１６を介してＤＳＣ１２７へ送
られ、他方はＣＦＭ処理系に送られる。加算回路115 か
ら信号は二分され、各々ミキサ１１７Ａ，１１７Ｂに与
えられる。各ミキサ１１７Ａ，１１７Ｂには、９０°移
相回路１１８によって発振回路１１３からの基準信号ｆ
ｏが９０°の位相差で加えられる。この結果、ローパス
フィルタ１１９Ａ，１１９Ｂにはドプラ偏移信号ｆｄと
（２ｆｏ／ｆｄ）信号とが入力され、ローパスフィルタ
１１９Ａ，１１９Ｂによって高周波成分が除去されてド
プラ偏移信号ｆｄのみが得られる。これは血流情報を演
算するためのトプラ検波出力となる。ただしこのドプラ
偏移信号ｆｄには、血流信号と、クラッタ信号と、ノイ
ズ信号とが含まれている。そして、ローパスフィルタ１
１９Ａ，１１９Ｂより得られるドプラ検波出力は、ＭＴ
Ｉフィルタ１２１Ａ，１２１Ｂに加えられる。このＭＴ
Ｉフィルタ１２１Ａ，１２１Ｂにより、ドプラ偏移信号
ｆｄにおける血流信号を極力得るようにする。自己相関
回路１２２は周波数分析器であり、ＭＴＩフィルタ１２
１Ａ，１２１Ｂからの出力を受け、該受けた信号の多点
についてリアルタイムにて周波数分析を行う。また、平
均速度ｖ−演算回路１２３は平均速度ｖを算出する。分
散σ−演算回路１２４は分散σを算出する。パワーｐ−
演算回路１２５はパワーｐを算出する。

【００４７】これらの平均速度ｖ、分散σ、パワーｐ
は、判別処理回路１２６へ送られ、血流信号、ノイズ信
号、クラッタ信号に弁別され、ノイズ信号、クラッタ信
号と判断された画素は、ブランク処理され、血流信号と
判断された画素のみが出力される。

【００４８】ここで、本実施例の最も特徴とする判別処
理回路１２６の詳細を図８を参照して説明する。判別処
理回路１２６は、バッファ１２６Ａ，第１の判別回路１
２６Ｂ，第２の判別回路１２６Ｃ，弁別回路１２６Ｄか
らなる。

【００４９】今、あるｉ番目の演算画素Ｄ_iの平均速度
をＶ_i、分散をＴ_i、パワーをＰ_iとする。ここで、第
１の判別回路１２６Ａは、次のように判断する。

【００５０】ｆ₁（Ｖ_i，Ｔ_i，Ｐ_i）＞ＴＨ１の
ときに、Ｄ_iをクラッタ信号と判断してＺ_i＝１とす
る。

【００５１】ｆ₂（Ｖ_i，Ｔ_i，Ｐ_i）＜ＴＨ２の
ときに、Ｄ_iをノイズと判断してＺ_i＝２とする。

【００５２】上記以外の時には、Ｄ_iを血流信号と判断
してＺ_i＝３とする（図９参照）。

【００５３】ここで、ｆ₁，ｆ₂はそれぞれＶ_i，
Ｔ_i，Ｐ_iの関数であり、ＴＨ１，ＴＨ２は閾値であ
る。また、図１０を参照してさらに説明を行う。図１０
は図９において、ある分散の値Ｔ₀でのパワーと平均速
度の分布図である。ここで、血流信号、クラッタ信号、
ノイズ信号は図１０に示すような分布をしている。従来
は、図に示すようにパワーの値が閾値Ｔ₀以下のものブ
ランク処理していた。このため血流信号のパワーの小さ
な信号はブランク処理され、クラッタ信号はブランク処
理されず表示されていた。本発明では図１０に示すよう
な閾値関数を設定し、各信号を効率良く弁別する。

【００５４】ここでは、理解が容易なように、ｆ₁（Ｖ_i，Ｔ_i，Ｐ_i）＝ｆ₂（Ｖ_i，Ｔ_i，Ｐ_i）
としており、図のｆ₁＝２がＴＨ２，ｆ₁＝５がＴＨ１
に相当する。これらの関数と閾値は、血流信号と、ノイ
ズ信号、クラッタ信号とを効率よく弁別できるように、
装置パネル上から設定される診断対象や、使用する超音
波プローブの種類、送受信条件、ＭＴＩフィルターの次
数やカットオフ周波数、データ数、ゲイン等によって、
設定され、また体表から距離（深さ）によっても変化さ
せることができる。

【００５５】次にこれらの判定結果Ｚ_iは、第２の判別
回路１２６Ｂに送られ、空間的な分布状態から最終的に
Ｄ_iが、血流信号かノイズ信号かクラッター信号かを判
断し、最終的な判断結果Ｚ′_iを弁別回路１２６Ｄに送
る。弁別回路１２６ＤではＺ′_iの値が１，２の時、す
なわちノイズ信号や、クラッタ信号の時には、その演算
画素Ｄ_iに対し、０の値を出力し、その画素をブランク
する。また、設定により、Ｚ′_iの値が１の時、すなわ
ちクラッタ信号の時には、血流信号と異なる表示になる
ような値、例えば表示輝度や表示色を血流信号とは別の
値で表示するような値を出力することも可能である。

【００５６】第２の判別回路１２６Ｃで例えば、第１の
判別回路１２６Ｂの出力を、２ｎ＋１個の画素（Ｚ_i-n
〜Ｚ_i+n ）を入力し、次の判別動作をする。

【００５７】Ｚ_i＝２かつＺ_i-n〜Ｚ_i+n中に、Ｚ_i＝
３の画素の値が、ＴＨ３の値以上あれば、Ｚ′_i＝３と
する。

【００５８】Ｚ_i＝３かつＺ_i-n〜Ｚ_i+n中に、Ｚ_i＝
１の画素の値が、ＴＨ４の値以上あれば、Ｚ′_i＝１と
する。

【００５９】Ｚ_i＝３かつＺ_i-n〜Ｚ_i+n中に、Ｚ_i＝
３の画素の値が、ＴＨ５の値以下であればＺ′_i＝２と
する。

【００６０】ここで、ＴＨ３，ＴＨ４，ＴＨ５は、或る
閾値であり、これらの判断論理や閾値は、装置パネル上
から設定される診断部位、使用超音波プローブ、送受信
条件、ＭＴＩフィルターの次数やカットオフ周波数、デ
ーター数、ゲイン等によって設定され、深さによっても
変化させることができる。例えば、ＴＨ３は血管の太さ
が太いような診断部位では大きな値となり細いような部
位では小さな値とする。

【００６１】判別処理回路１２６の出力は、ＤＳＣ１２
７を介してカラー処理回路１２８に取り込まれ、ここで
カラー処理が施されるようになっている。このカラー処
理回路１２８は平均速度、分散、パワーの各信号を、Ｒ
ＧＢ信号に変換するものである。そしてこのカラー処理
回路１２８の処理出力及びＢモード像の出力は、ＭＰＸ
１２９及びＤ／Ａ変換回路１３０を介してモニタ１３１
に送出されるようになっている。

【００６２】このように本実施例装置においては、血流
信号、ノイズ、クラッタ信号の弁別を、それぞれの速
度、分散、パワーとそれらの空間的分布の状態を用いて
行うため、血流信号で表示されないものを最低限にしつ
つ、ノイズやクラッタ信号を最大限に表示させないよう
にし、血流情報の把握が容易となり、診断能の向上に寄
与する。

【００６３】特に空間的分布は、深さ方向だけでなく複
数の走査線にまたがって、その分布情報を使う事もでき
る。

【００６４】また、それぞれの演算画素の、速度、分
散、パワーそれぞれの空間的分布の情報を用いて、血
流、ノイズ、クラッタの弁別を行っても良い。さらに、
これらの弁別を、ＭＰＸ１２９の後段で行うことも可能
である。また、自己相関回路１２２の代わりにフーリエ
変換器を用いても良い。

【００６５】また、図１１〜図１４は、血流信号，クラ
ッタ信号，ノイズ信号と、速度、分散、パワーとの関係
を示す特性図である。この特性関係を利用して、血流信
号，クラッタ信号，ノイズ信号を、速度、分散、パワー
の組合せで弁別することができる。

【００６６】さらに、診断対象の相違によっても前記特
性は異なるので、この異なる特性を利用して血流信号，
クラッタ信号，ノイズ信号を、速度、分散、パワーで弁
別することができる。図１５は心臓の場合を示し、図１
６は頸動脈の場合を示している。

【００６７】

【発明の効果】以上のように、本発明は、超音波プロー
ブ、送信系、受信系、Ｂモード処理系、ＣＦＭ処理系、
ＦＦＴ処理系、映像系、制御系からなる超音波血流イメ
ージング装置である。ＣＦＭ処理系は、新規なる弁別手
段を具備する。該弁別手段には、自己相関器の出力であ
るパワー、血流の平均速度、分散が与えられる。該弁別
手段は、パワー、血流の平均速度、分散について２以上
組合せた場合におけるそれらの対応関係に基づき、血流
によるドプラ偏移信号（血流信号）と、ノイズ信号と、
クラッタ信号とを高精度に弁別することができる。この
ような弁別がなされることにより、本来必要とする血流
信号のみが得られ、よって高精度の血流情報が得られる
ものとなる。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の第１の実施例装置のブロック図。

【図２】図１における弁別処理回路の詳細なブロック
図。

【図３】図１における弁別処理回路の動作を示す図。

【図４】閾値が体表からの距離に応じて変化しない場合
の特性図。

【図５】閾値が体表からの距離に応じて変化する場合の
特性図。

【図６】閾値が診断対象に応じて変化する場合の固定閾
値と係数との組合せ例を示す図。

【図７】本発明の第２の実施例装置のブロック図。

【図８】図７における弁別処理回路の詳細なブロック
図。

【図９】血流信号，クラッタ信号，ノイズ信号の分布と
分散σと平均速度ｖとパワーｐと閾値関数との関係を示
す特性図。

【図１０】血流信号，クラッタ信号，ノイズ信号の分布
と平均速度ｖとパワーｐと閾値関数との関係を示す特性
図。

【図１１】血流信号，クラッタ信号，ノイズ信号の分布
と分散σと該分散σの出現頻度との関係を示す特性図。

【図１２】血流信号，クラッタ信号，ノイズ信号の分布
と平均速度ｖと該平均速度ｖの出現頻度との関係を示す
特性図。

【図１３】血流信号，クラッタ信号，ノイズ信号の分布
と平均速度ｖと分散σとパワーｐとの関係を示す特性
図。

【図１４】血流信号，クラッタ信号，ノイズ信号の分布
と平均速度ｖとパワーｐとの関係を示す特性図。

【図１５】診断対象が心臓の場合における血流信号，ク
ラッタ信号，ノイズ信号の分布とパワーｐと分散σとの
関係を示す特性図。

【図１６】診断対象が頸動脈の場合における血流信号，
クラッタ信号，ノイズ信号の分布とパワーｐと分散σと
の関係を示す特性図。

【図１７】血流情報を計測する場合の従来の超音波スキ
ャン方式（セクタスキャン方式）を示す図。

【図１８】従来の超音波血流イメージング装置のブロッ
ク図。

【符号の説明】

１０…超音波プローブ、２０…送信系、２１…パルス発
生器(PGC) 、２２…送信遅延回路(TDC) 、２３…パルサ
(PUL) 、３０…受信系、３１…プリアンプ、３２…受信
遅延回路(RDC) 、３３…加算回路(SUC) 、４０…Ｂモー
ド処理系、４１…対数増幅回路(LAC) 、４２…包絡線検
波回路(EDC) 、４３…アナログ／ディジタル変換器(AD
C) 、５０…ＣＦＭ処理系、５１…位相検波回路、５２
…アナログ／ディジタル変換器ＡＤＣ、５３…ＭＴＩフ
ィルタ、５４…自己相関回路、５５…判別処理回路、５
６…演算回路、５７…ＣＦＭコントローラ、６０…ＦＦ
Ｔ処理系、６１…レンジゲート回路(RGC) 、６２…高速
フーリエ変換器(FFT) 、７０…映像処理系、７１…デイ
シダル・スキャン・コンバータＤＳＣ、７２…カラー処
理回路(CPC) 、７３…モニタ、８０…制御系、８１…パ
ネルＳＷ、８２…メインコントローラ。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者宮島泰夫栃木県大田原市下石上1385番の１株式会社東芝那須工場内 (56)参考文献特開昭62−258644（ＪＰ，Ａ) 特開平３−247328（ＪＰ，Ａ) (58)調査した分野(Int.Cl.⁷，ＤＢ名) A61B 8/00 - 8/15

Claims

(57)【特許請求の範囲】

【請求項１】被検体に対して超音波を送受波し、前記
送受波により得られた反射波信号に基づいて生成した断
層像と、前記反射波信号から求めたドプラ検波信号に基
づいて生成した２次元血流像とを重畳して表示する超音
波イメージング装置において、前記ドプラ検波信号に基づいて求めたパワー値をしきい
値に比較する比較手段と、前記比較手段の比較結果に基づいて、前記２次元血流像
を表示する画素と表示しない画素とを弁別する弁別手段
と、前記被検体の体表からの距離、プローブ駆動周波数及び
診断対象部位に応じて前記しきい値を変える手段とを具
備したことを特徴とする超音波血流イメージング装置。
【請求項２】被検体に対して超音波を送受波し、前記
送受波により得られた反射波信号に基づいて生成した断
層像と前記反射波信号から求めたドプラ検波信号に基づ
いて生成した２次元血流像とを重畳して表示する超音波
イメージング装置において、前記ドプラ検波信号に基づいて求めたパワー値をしきい
値に比較する比較手段と、前記比較手段の比較結果に基づいて前記２次元血流像を
表示する画素と表示しない画素とを判別するものであ
り、１つの画素についての判別をその画素の比較結果と
近傍画素の比較結果とに基づいて行う判別手段と、前記判別手段の判別結果に基づいて、前記２次元血流像
を表示する画素と表示しない画素とを弁別する弁別手段
を具備したことを特徴とする超音波血流イメージング装
置。