JP3486243B2 - 超音波診断装置 - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【産業上の利用分野】本発明は、被検体内で反射した超
音波を受信して得た受信信号に基づいて被検体内の情報
を表示する超音波診断装置に関し、特に被検体内の血流
を表示するに好適な超音波診断装置に関する。

【０００２】

【従来の技術】被検体、特に人体内に超音波を送信し、
人体内の組織で反射して戻ってきた超音波を受信して受
信信号を得、この受信信号に基づく人体内の超音波画像
を表示することにより人体の内臓の疾患の診断を容易な
らしめる超音波診断装置が知られており、この超音波診
断装置の一態様として、もしくはＢモード（断層像）表
示を行なう超音波診断装置のオプションとして、体内を
流れる血液中の血球等で反射して戻ってきた超音波を受
信して血流の速度、分散、パワー等の血流情報を得る超
音波ドプラ診断装置が用いられている。

【０００３】図１４は超音波診断装置の一例を示す概略
構成図である。送信制御部１１から超音波プローブ１２
を構成する多数の振動子（図示せず）にそれぞれ各所定
のタイミングでパルス信号Ｔｐが送信され、これにより
被検体（図示せず）内に超音波パルスビームが送信され
る。ここでは例えばセクタ走査がなされ、各方向に例え
ば８回のパルス状の超音波ビームが送信される。この超
音波パルスビームは、被検体内を流れる血球やその他の
組織で反射され、超音波プローブ１２内の多数の振動子
で受信される。各振動子で受信された受信信号Ａｐは、
遅延加算部１３に入力され、この遅延加算部１３内で、
被検体内に延びる走査線に沿う情報を担持した受信信号
が得られるように遅延加算される。この遅延加算後の受
信信号Ｓ_A は、Ｂモード検出部１４と壁情報除去部１５
に入力される。

【０００４】Ｂモード検出部１４では、入力された受信
信号Ｓ_A に基づいてＢモード像（断層像）を担う信号Ｓ
_D が生成され、この信号Ｓ_D がＣＲＴディスプレイ装置
等からなる表示部１７に入力され、この表示部１７にお
いてＢモード像が表示され診断に供される。また、壁情
報除去部１５では、入力された受信信号Ｓ_A に含まれる
壁情報と血流情報のうちの壁情報が除去される。受信信
号Ｓ_A には、血球で反射した血流情報のほか、血流以外
の被検体内の各組織で反射した、血流情報と比べ例えば
１００倍（４０ｄＢ）ものパワーを持つ壁情報が含まれ
ており、壁情報除去部１５では、この強大なパワーを持
つ壁情報が除去され、血流情報のみを担持する受信信号
Ｓ_B が生成され、血流情報検出部１６に入力される。

【０００５】血流情報検出部１６では、壁情報の除去さ
れた受信信号Ｓ_B に基づいて血流速度や血流パワー等が
検出され、検出信号Ｓ_C を生成する。検出信号Ｓ_C は、
表示部１７に送られて、その表示画面上に、Ｂモード像
とともに、あるいはＢモード像に代えて、血流速度、血
流パワー等の血流情報が表示される。以下、血流情報の
検出、表示に限ってさらに説明を続行する。

【０００６】壁情報除去部１５には、壁情報を除去する
ために、通常、いわゆるＭＴＩ（Ｍｏｖｉｎｇ Ｔａｒ
ｇｅｔ Ｉｎｄｉｃａｔｉｏｎ）フィルタが備えられて
いる。このＭＴＩフィルタは、レーダにおけるＭＴＩフ
ィルタと同様のものであり、通常は、パルス信号の繰り
返し周期に相当する遅延時間をもつ遅延回路と積和器と
で構成される、低周波信号を遮断するディジタルフィル
タであって、超音波ドプラ診断装置の分野において広く
用いられているものである。近年、壁情報をより精度良
く除去するために、入力された受信信号Ｓ_A から壁成分
の速度（壁速度）を検出し、壁速度に応じて適応的に動
作する複素型ＭＴＩフィルタを用いて壁情報を除去する
技術が提案されている（特願平３−１６１９１３号参
照）。

【０００７】図１５は、壁情報除去部の、従来の提案に
基づく一構成例を示した概略ブロック図である。受信信
号Ｓ_A は壁速度算出手段１５１に入力される。この壁速
度算出手段１５１は例えば相関器で構成されており、相
関演算により壁速度Ｖｗが求められる。この壁速度算出
手段１５１に入力された受信信号Ｓ_A には、壁成分と血
流成分との双方の情報が含まれているが、壁成分は血流
成分と比べ、通常、例えば１００倍（４０ｄＢ）程度の
パワーを有しているため、血流成分の情報を含んだまま
相関演算を行なっても通常の場合ほとんど問題なく壁速
度Ｖ_W が求められる。この壁速度Ｖｗは、壁信号除去手
段１５３に入力される。この壁信号除去手段１５３には
壁速度Ｖｗを、信号遮断帯域の中心周波数ｆｏを定める
係数に変換する変換テーブルと、その変換テーブルによ
り変換された後の係数がセットされる複素ＭＴＩフィル
タが備えられている。

【０００８】また、受信信号Ｓ_A は、遅延手段１５２に
入力され、壁速度算出手段１５１で壁速度Ｖｗが求めら
れて壁信号除去手段１５３に入力され、上記係数に変換
されて複素ＭＴＩフィルタにセットされる迄の時間遅延
された後、壁信号除去手段１５３の複素ＭＴＩフィルタ
に入力される。この複素ＭＴＩフィルタは壁信号のみを
選択的に除去するように上記係数によりその特性が定め
られており、血流信号情報のみを有効に担持した信号Ｓ
_B が取り出される。

【０００９】図１６は血流情報検出部の、従来の一構成
例を示した回路ブロック図である。図１４に示す壁情報
除去部１５から出力された、壁情報が除去された受信信
号Ｓ_B は、図１６に示す血流情報検出部に入力されて二
乗回路１６１で二乗され、ローパスフィルタ１６２で低
周波分が抽出され、これにより、血流パワーを表わす血
流情報が抽出される。

【００１０】また、受信信号Ｓ_B は、ＦＩＦＯメモリ１
６３に入力され、被検体内の同一方向への超音波送受信
による次の受信信号Ｓ_B が入力される迄の間待機され、
その受信信号Ｓ_B の入力とタイミングを合わせてＦＩＦ
Ｏメモリ１６３から出力される。ＦＩＦＯメモリ１６３
から出力された受信信号Ｓ_B は、乗算器１６４＿０に入
力されるとともに、複数並んだ各遅延回路１６５＿１，
１６５＿２，…，１６５＿８を順次経由しながら各乗算
器１６４＿１，１６４＿２，…，１６４＿８に入力され
る。

【００１１】一方、ＦＩＦＯメモリ１６３から前回の受
信信号Ｓ_B が出力されるのと同期して壁情報除去手段１
５から出力された今回の受信信号Ｓ_B は、次回の演算の
ためＦＩＦＯメモリ１６３に入力されるとともに、この
例では４つ分の単位遅延回路からなる遅延回路１６６を
経由して各乗算器１６４＿０，１６４＿１，１６４＿
２，…，１６４＿８に入力される。すなわち、同一方向
への２回の超音波送受信により得られた前回の受信信号
および今回の受信信号は、各回の超音波送受信毎の各基
準時刻ｔｏを同一のタイミング合わせたとき、乗算器１
６４＿４には、それら２つの受信信号がタイミングを合
わせて入力され、各乗算器１６４＿５，１６４＿６，１
６４＿７，１６４＿８には、今回の受信信号に比べ前回
の受信信号がそれぞれ１，２，３，４単位時間分だけ遅
延されて入力され、各乗算器１６４＿３，１６４＿２，
１６４＿１，１６４＿０には、今回の受信信号に比べ前
回の受信信号が、それぞれ、１，２，３，４単位時間分
だけ進んで入力される。

【００１２】各乗算器１６４＿０，１６４＿１，１６４
＿２，…，１６４＿８では、各タイミングの２つの受信
信号どうしが乗算され、各ローパルフィルタ１６７＿
０，１６７＿１，１６７＿２，…，１６７＿８で低周波
分が抽出され、最大値タップ算出回路１６８に、その最
大値タップ算出回路１６８の各タップ１６８＿０，１６
８＿１，１６８＿２，…，１６８＿８から入力される。
最大値タップ算出回路１６８は、それらのタップ１６８
＿０，１６８＿１，１６８＿２，…，１６８＿８のう
ち、どのタップから入力された信号のレベルが最大であ
るかを算出する回路であり、この最大値タップ算出回路
１６８の出力、即ち最大値（ピーク値）が入力されたタ
ップ位置が血流速度に対応している。すなわち、この図
１６に示す血流情報検出部では、相関演算により血流速
度が求められる。血流速度、血流パワー等の血流情報
は、図１４に示す表示部１７に送られ、表示部１７の表
示画面上には、例えば、Ｂモード像に重畳されて、血流
速度あるいは血流パワーの情報がカラーで表示される。

【００１３】図１７は、超音波プローブ１２で送受信さ
れる超音波の、送受信の方向の順序を示した図である。
図１７（Ａ）は、＃１〜＃８の８回の送受信では被検体
内の＃１の方向に延びる走査線に沿う送受信を行ない、
次の、＃９〜＃１６の８回の送受信では被検体内の＃２
の方向に延びる走査線に沿う送受信を行ない、以下同様
にして、一方向につき８回ずつ送受信を行なうことを表
わしている。また、ここでは、１つのフレームは１２８
方向の走査線で形成されている。

【００１４】また、図１７（Ｂ）は、＃１〜＃１６の１
６回の送受信の間、被検体内の＃１の方向と＃２の方向
に交互に８回ずつ送受信を行ない、以下同様にして、１
６回の送受信を１単位として、その１単位の送受信の
間、隣接する２本の走査線方向に交互に８回ずつ送受信
を行なうことを表わしている。１つのフレームは、図１
８（Ａ）の場合と同様、１２８方向の走査線で形成され
ている。

【００１５】このような順序で各方向に超音波送受信を
行なうことにより、Ｂモード像形成と血流情報抽出のた
めの受信信号Ｓ_A が得られる。

【００１６】

【発明が解決しようとする課題】図１５を参照して説明
したように、壁信号除去手段１５３に複素型ＭＴＩフィ
ルタを備えておき、壁速度算出手段１５１で壁速度Ｖｗ
を算出し、複素型ＭＴＩフィルタに壁速度Ｖｗに応じた
係数をセットして壁情報を除去するように構成すると、
通常の場合、壁情報のみを効果的に除去し、血流情報の
みを担持した受信信号Ｓ_B を抽出することができるが、
この壁情報除去部１５に入力される受信信号Ｓ_A には血
流情報のパワーと比べパワーが圧倒的に上まわる壁情報
が含まれていることを前提としており、壁情報のパワー
が血流情報のパワーを下回るような事態が発生すると、
壁速度算出手段１５１では壁速度に代わり血流速度が算
出されてしまい、その場合、壁信号除去手段１５３によ
り、抽出しようとした血流情報が逆に除去されてしまう
ことになる。このような事態は実際に生じることがあ
り、例えば太い血管内では超音波ビームのサイドローブ
上の壁からの散乱波の受信信号強度とメインローブ上の
血液からの散乱波受信信号強度が同レベルになり、結果
として壁情報が除去できず、むしろ血流情報が除去され
てしまう場合がある。

【００１７】本発明は、この問題点を解決し、常に壁情
報を除去し血流情報を抽出することのできる超音波診断
装置を提供することを第１の目的とする。また、複素型
ＭＴＩフィルタは、従前から用いられていた通常のＭＴ
Ｉフィルタと比べ回路規模が大きく、また壁速度を計測
して複素型ＭＴＩフィルタに係数をセットする必要があ
ることから、所定のフレームレートを確保しようとする
と回路の動作速度の増大化を招き、このことが装置化の
ネックとなっているという問題がある。具体的には、図
１５に示す壁速度算出手段１５１が、例えば図１６と同
様な相互相関演算によるピークのずれ量を計測するもの
である場合、相互相関関数を求めるためには乗算を数多
く行わなければならないこと、相互相関関数の正確なピ
ーク位置を決定するにあたって精度を上げるには複雑な
演算を行わなければならないという二つが、装置化のネ
ックとなっている。またこの問題が解決されれば、壁速
度を表示することにより組織の動きを表示したり、壁速
度の空間微分を表示することにより組織の硬さを表示す
ることも現実的となってくる。

【００１８】また、血流情報検出部１６においても、壁
情報が除去された後の受信信号Ｓ_Bを用いて、図１６に
示すような相互相関演算回路により血流速度が求められ
るが、ここでも同様に厖大な演算を行なう必要がある。
本発明は、上記事情に鑑み、相関演算に代わる演算量の
少ない手法により必要な情報を抽出する構成を備えた超
音波診断装置を提供することを第２の目的とする。

【００１９】また、従来、血流速度等を求めるために
は、同一方向に８から１６回程度送受信しなければなら
ないために、フレームレート、走査線間隔、視野角のい
ずれか、あるいはそれらの内の複数が犠牲となってい
た。また、速度解析に用いることのできるデータ数が８
から１６程度に限定されているためＭＴＩフィルタのカ
ットオフを十分急峻にすることが困難であり、壁信号除
去を完全に行うことが困難であるという問題もある。強
引に再帰型ＭＴＩフィルタを用いることも可能ではある
が、設定した初期値により結果が大きく異なり、結局の
ところ壁信号除去が困難であるという結果になる。多方
向同時受信を行うことで、フレームレート、走査線間
隔、視野角は改善されてきてはいるものの、Ｂモード像
に比べるとまだ半分以下であり、しかもＭＴＩフィルタ
のカットオフの問題については解決されていない。

【００２０】本発明は、この点に鑑み、フレームレート
を向上させるとともにＭＴＩフィルタのカットオフを急
峻にすることのできる構成を備えた超音波診断装置を提
供することを第３の目的とする。

【００２１】

【課題を解決するための手段】上記第１の目的を達成す
る本発明の第１の超音波診断装置は、被検体内で反射し
た超音波を受信して得た、血流情報と壁情報とを含む受
信信号から血流情報を抽出して該血流情報に基づく画像
を表示する超音波診断装置において、 （１−１）受信信号に基づいて壁の速度を求める壁速度
算出手段 （１−２）受信信号に基づいて該受信信号の振幅を求め
る振幅算出手段 （１−３）被検体内の所定の観測点を含む所定領域内の
各点の速度を、該各点の振幅でそれぞれ重み付けて該所
定領域内で平均化することにより平均的な重み付き速度
を求める重み付き平均手段 （１−４）該重み付き平均手段で求められた重み付き速
度に応じて適応的に変化する周波数特性を有する、受信
信号から壁情報を除去する壁情報除去手段 を備えたことを特徴とする。

【００２２】また、上記第２の目的を達成する本発明の
第２の超音波診断装置は、被検体内に延びる同一の走査
線に沿って超音波を複数回送受信して得た複数の受信信
号に基づいて該走査線上の観測点の移動速度、及び／又
は、歪み速度に相当する量を算出して表示する超音波診
断装置において、 （２−１）異なるタイミングの送受信により得られた、
少なくとも一対の受信信号を、各送受信毎の、互いに対
応する各基準時刻どうしを同時刻に重ねた基準状態より
も、該一対の受信信号のうちの一方を他方に対し相対的
に複数の各ずれ量だけ時間をずらした状態における、該
一対の受信信号の差の二乗を算出することにより、該複
数の各ずれ量をそれぞれに対応する各差分二乗値を求め
る差分二乗値算出手段 （２−２）上記観測点を含む所定領域内の各点の各差分
二乗値を該所定領域内で各ずれ量毎に平均化することに
より、各ずれ量毎の平均的な各差分二乗値を求める平均
化手段 （２−３）上記複数のずれ量のうち、上記平均化手段で
求められた平均的な複数の差分二乗値のうちの最小値に
対応するずれ量を求める最小値対応ずれ量抽出手段 を備えたことを特徴とする。

【００２３】ここで、上記第２の超音波診断装置におい
て、 （２−３）受信信号から、血流情報および壁情報のうち
の壁情報を除去する壁情報除去手段を備え、 （２−４）差分二乗値算出手段が、壁情報除去手段から
出力された、壁情報が除去された受信信号に基づいて、
上記複数の各ずれ量それぞれに対応する各差分二乗値を
求めるものであってもよい。

【００２４】また、上記第２の目的を達成する本発明の
第３の超音波診断装置は、被検体内で反射した超音波を
受信して得た受信信号から血流パワーを求めて表示する
超音波診断装置において、 （３−１）異なるタイミングの送受信により得られた、
少なくとも一対の受信信号を、各送受信毎の、互いに対
応する各基準時刻どうしを同時刻に重ねた基準状態より
も、該一対の受信信号のうちの一方を他方に対し相対的
に複数の各ずれ量だけ時間をずらした状態における、該
一対の受信信号の差の二乗を算出することにより、上記
複数の各ずれ量をそれぞれに対応する各差分二乗値を求
める差分二乗値算出手段 （３−２）上記観測点を含む所定領域内の各点の各差分
二乗値を該所定領域内で各ずれ量毎に平均化することに
より、各ずれ量毎の平均的な各差分二乗値を求める平均
化手段 （３−３）上記平均化手段で求められた平均的な複数の
差分二乗値のうちの最小値を求める最小値抽出手段 を備えたことを特徴とする。

【００２５】上記第２ないし第３の超音波診断装置にお
いて、上記（２−２）ないし（３−２）の平均化手段
が、複数対の受信信号について求めた、所定領域内の各
点および複数の各ずれ量それぞれに対応する複数の差分
二乗値を、該所定領域内で各ずれ量毎に平均化すること
により、各ずれ量毎の平均的な各差分二乗値を求めるも
のであることが好ましい。

【００２６】さらに、上記第３の目的を達成する本発明
の第４の超音波診断装置は、被検体内で反射した超音波
を受信して得た血流情報と壁情報とを含む受信信号から
血流情報を抽出して該血流情報に基づく画像を表示する
超音波診断装置において、 （４−１）超音波を被検体内に１回送信する毎に、被検
体内に延びる所定数の走査線で形成される、被検体内に
広がる断層面上の複数の走査線に対応する複数の受信信
号を得る複数方向同時受信手段 （４−２）順次連続する超音波の各送信毎に、循環的
に、上記断層面内の順次異なる複数の走査線に対応する
複数の受信信号が得られるように上記複数方向同時受信
手段を制御する受信方向変更手段 （４−３）受信信号から壁情報を除去する壁情報除去手
段 を備えたことを特徴とする。

【００２７】ここで、上記第４の超音波診断装置におい
て、上記壁情報除去手段が、再帰型フィルタを備えたも
のであってもよい。また、上記第４の超音波診断装置に
おいて、さらに （４−４）受信信号に基づいて上記断層面に対応するＢ
モード像を生成するＢモード像生成手段 （４−５）該Ｂモード像および前記血流情報に基づく画
像を、タイミングを合わせて同時に表示する表示手段 を備えた構成とすることが好ましい。

【００２８】

【作用】本発明の第１の超音波診断装置は、壁速度を受
信信号の振幅で重み付け平均し、壁情報除去手段によ
り、その重み付け平均化された壁速度に応じて適応的に
周波数特性を変化させて壁情報を除去するものであるた
め、太い血管等により瞬間的に血流情報のパワーが壁情
報のパワーを上まわっても、壁情報除去手段は、振幅で
重み付られ、さらに平均化された壁速度に応じて変化す
るものであるため、血管内であってもその前後の平均的
な壁の速度が有効となり血流情報が除去されてしまう事
態が防止される。

【００２９】また、同一方向への２回の超音波送受信に
より得られた２つの受信信号のずれ量は、その２回の超
音波送受信の間の被検体内の動き量に対応している。し
たがってそれら２つの受信信号を可変量だけ相対的にず
らして引き算を行ない、その残差の信号パワーが最小に
なるずれ量を検出すれば、被検体内の動き量、即ち速度
を知ることができる。

【００３０】本発明の第２の超音波診断装置は、このよ
うな考え方に基づくものであり、相関演算を行なうこと
なしに、少ない演算量で、壁速度ないし血流速度を求め
ることができる。また、上記第３の超音波診断装置も、
第２の超音波診断装置と同様の考え方に基づくものであ
り、壁速度を検出してから壁情報を除去するというプロ
セスを踏むことなく、ダイレクトに、壁情報の影響のな
い血流パワーを求めることができる。

【００３１】尚、上記第２ないし第３の超音波診断装置
において、一対の受信信号のみに基づいて壁速度等を求
めるのではなく、３回以上同一方向に送受信する場合に
複数対の受信信号に基づいて壁速度等を求めることによ
り、壁速度等がより高精度に求められる。尚、この場
合、各対をなす受信信号の一方が複数の対に跨って同一
の受信信号であってもよい。

【００３２】さらに、本発明の第４の超音波診断装置に
よれば、被検体内に超音波を一回送信する毎に複数本の
走査線に対応する複数の受信信号を得、これを、順次連
続する超音波の各送信毎に、断層面内の順次異なる複数
の走査線に対応する複数の受信信号が得られるように循
環的に繰り返し、そのようにして得られた受信信号から
壁情報を除去するものであるため、その壁情報を除去す
るための、ＭＴＩフィルタのカットオフを十分急峻にす
ることができ、またスロー再生した場合にみかけのフレ
ームレートを向上させてなめらかに表示することができ
る。

【００３３】このように、本発明によれば、血流速度を
検出するにあたり、壁情報の除去精度、およびフレーム
レート、走査線間隔、視野角が大幅に改善され、装置規
模の低減化が図られる。

【００３４】

【実施例】以下、本発明の実施例について説明する。図
１は、本発明の第１の超音波診断装置の、図１４に示す
壁情報除去部に対応する構成を示すブロック図である。
図１に示す壁情報除去部には、図１５に示す従来例と比
べ振幅算出手段１５４と、重み付き平均手段１５５が付
加されている。

【００３５】図２は、図１に示す壁情報除去部の各ノー
ドの信号波形模式図である。振幅算出手段１５４では、
受信信号Ｓ_A の振幅が算出される。血管内では例えば図
２に示すように受信信号Ｓ_A の振幅が低下する。この振
幅算出手段１５４で算出される振幅として、包絡線を二
乗した、いわゆるパワーを算出することが好ましいが、
包絡線の対数、包絡線そのものを算出してもよく、ま
た、この振幅算出手段１５４では１次元、２次、３次元
のいずれの信号から振幅を算出してもよい。

【００３６】壁速度算出手段１５１では、受信信号Ｓ_A
に基づいて壁速度が算出されるが、血管内では血流速度
が算出されてしまっている。重み付き平均手段１５５で
は、壁速度が振幅で重み付けされるとともに深さ方向に
一次元的に、あるいは断層面内で２次元的に移動平均さ
れ、重み付き平均壁速度が求められる。壁情報除去手段
１５３に備えられた複素ＭＴＩフィルタ（図示せず）に
は、その重み付き平均壁速度に基づく係数がセットされ
る。したがって壁速度算出手段１５１で血流速度が求め
られても、壁情報除去手段１５３において血流情報が除
去されてしまうことが防止される。

【００３７】図３は、重み付き平均手段１５５の一例を
示すブロック図である。振幅算出手段１５４で算出され
た振幅情報および壁速度算出手段１５１で算出された壁
速度情報は、乗算器１５５＿１に入力されて乗算され、
１次元ローパスフィルタ１５５＿３で深さ方向に移動平
均化されて割算器１５５＿４に入力される。一方、振幅
情報は、１次元ローパスフィルタ１５５＿２にも入力さ
れ、深さ方向に移動平均化されて割算器１５５＿４に入
力される。割算器１５５＿４では、ローパスフィルタ１
５５＿３から出力された、移動平均化された振幅重み付
け壁速度情報が、ローパスフィルタ１５５＿２から出力
された、移動平均化された振幅情報で割り算され、重み
付き平均壁速度が算出される。

【００３８】図４は、重み付き平均手段１５５の他の例
を示すブロック図である。図３に示す重み付き平均手段
と比べ、図３に示す１次元ローパスフィルタ１５５＿
２，１５５＿３に代わり２次元ローパスフィルタ１５５
＿５，１５５＿６が備えられていることのみが異なる。
図５は、２次元ローパスフィルタの一例を示すブロック
図である。

【００３９】順次隣接する走査線に対応する信号Ｓｉｎ
が順次入力され、各走査線方向（深さ方向）については
各ＦＩＲ型フィルタ３１＿０，３１＿１，…，３１＿４
で移動平均化される。各加算器３２＿１，３２，２＿３
２＿３，３２＿４には、１データ分の遅延回路３３＿
１，３３＿２，３３＿３，３３＿４および（１ライン−
１データ）分の遅延回路３４＿１，３４＿２，３４＿
３，３４＿４により複数の走査線上の同一の深さの点の
データが入力されて加算され、これにより、複数の走査
線に跨る方向に移動平均化される。このようにして図５
の一番下の加算器３２＿４からは２次元的に移動平均化
された信号Ｓｏｕｔが出力される。

【００４０】図６は、本発明の第２の超音波診断装置
の、図１４に示す血流情報検出部に相当する部分のブロ
ック図である。図６に示す血流情報検出部には、図１６
に示す従来例と比べ、図１６に示す乗算器１６４＿０，
１６４＿１，１６４＿２，…，１６４＿８に代わり、減
算器１６９＿０，１６９＿１，１６９＿２，…，１６９
＿８および二乗器１７０＿０，１７０＿１，１７０＿
２，…，１７０＿８が備えられており、さらに、図１６
に示す最大値タップ算出回路１６８に代わり、最小値タ
ップ算出回路１７１が備えられている。

【００４１】各減算器１６９＿０，１６９＿１，１６９
＿２，…，１６９＿８では、各タイミングの２つの受信
信号どうしが減算され、二乗器１６７＿０，１６７＿
１，１６７＿２，…，１６７＿８でその差分が二乗され
ることによりその差分のパワーが求められ、ローパスフ
ィルタ１６７＿０，１６７＿１，１６７＿２，…，１６
７＿８で移動平均化されて、最小値タップ算出回路１７
１に、その各タップ１７１＿０，１７１＿１，１７１＿
２，…，１７１＿８から入力される。最小値タップ算出
回路１７１では、各タップ１７１＿０，１７１＿１，１
７１＿２，…，１７１＿８から入力された差分のパワー
のうちの最小値が入力されたタップが求められる。差分
のパワーが最小であるということは、そのタップに相当
する相対遅延量に対応する量だけ、血球が移動したこと
を意味しており、その最小値が入力されたタップが血流
速度に対応していることになるからである。尚、各二乗
器１７０＿０，１７０＿１，１７０＿２，…，１７０＿
８は乗算器である必要はなく、ルックアップテーブル等
を用いて構成することができる。

【００４２】尚、ここでは、壁情報が除去された後の受
信信号Ｓ_B を入力して血流速度を求める例について説明
したが、例えば、図１に示す壁速度算出手段１５１に図
６に示す構成の回路を適用し、受信信号Ｓ_A を入力して
壁速度を算出することもできる。また、そのようにして
算出された壁速度を空間微分することにより壁の歪速度
を求めることもでき、算出された壁速度や壁の歪速度を
表示部１７（図１４参照）に表示してもよい。

【００４３】また、上記実施例は、深さ方向に沿う一次
元信号を入力して血流速度を求めるものであるが、２次
元信号あるいは３次元信号を入力して血流速度ないし壁
速度を求めてもよい。図７は、最小値タップ算出回路の
一例を示すブロック図である。各比較回路３７＿１，３
７＿２，…，３７＿８では、２つの入力Ａ，Ｂの大小が
比較され、その比較結果が出力される。各セレクタ３８
＿１，３８＿２，…，３８＿８では、対応する比較回路
３７＿１，３７＿２，…，３７＿８で小さいと判定され
た方のデータを選んで出力する。デコーダ３９には、各
比較回路３７＿１，３７＿２，…，３７＿８での比較結
果が集められ、デコーダ３９からは、それらの比較結果
に基づいて、各タップ１７１＿０，１７１＿１，１７１
＿２，…，１７１＿８から入力された信号のうちどのタ
ップから最小値の信号が入力されたかを表わすデータ、
即ち血流速度を表わすデータが出力される。

【００４４】図８は、図６に示すローパスフィルタ１６
７＿０，１６７＿１，１６７＿２，…，１６７＿８とし
て好適に用いることのできるＦＩＲ型ローパスフィルタ
の回路ブロック図である。各乗算器４１＿０，４１＿
１，４１＿２，…，４１＿６，４１＿７では、入力信号
ＩＮに各係数Ｋ０，Ｋ１，Ｋ２，…，Ｋ６，Ｋ７が乗算
される。各乗算器４１＿０，４１＿１，４１＿２，…，
４１＿６，４１＿７の出力は各遅延器４２＿１，４２＿
２，…，４２＿６，４２＿７で遅延されながら各加算器
４３＿０，４３＿１，４３＿２，…，４３＿６で加算さ
れて出力される。各乗算器４１＿０，４１＿１，４１＿
２，…，４１＿６，４１＿７に入力される各係数Ｋ０，
Ｋ１，Ｋ２，…，Ｋ６，Ｋ７により、このＦＩＲ型ロー
パスフィルタの特性が定まる。図７にブロックで示す各
ローパスフィルタ１６７＿０，１６７＿１，…，１６７
＿８として、図８に示す構成のローパスフィルタを用い
ることができる。

【００４５】図９は、図６に示すローパスフィルタとし
て好適に用いることができる移動平均回路の回路ブロッ
ク図である。１本の走査線に沿う受信信号がこの移動平
均回路に入力され、その先頭が遅延回路４５を経由して
セレクタ４４に達する迄の間はセレクタ４４にはイニシ
ャル信号ＩＮＩＴが入力されてセレクタ４４からはデー
タ‘０’が出力され、セレクタ４４に受信信号の先頭が
達した後は、イニシャル信号ＩＮＩＴの入力が停止して
受信信号が出力される。減算器４６では、遅延前の受信
信号から遅延後の受信信号が減算される。この減算器４
６の出力は加算器４９に入力される。この加算器４９に
は、この加算器４９からの直前の出力がセレクタ４７、
および遅延器４８を経由して入力されており、加算器４
９では、それらの入力が加算される。セレクタ４７から
は、クリア信号ＣＬＲによりデータ‘０’が出力され、
その後は加算器４９からの出力が出力される。すなわ
ち、加算器４９では、クリア後の、減算器４６の出力信
号が順次累積される。このようにして、この移動平均回
路では、１本の走査線の深さ方向の短区間移動平均が算
出される。図７にブロックで示す各ローパスフィルタ１
６７＿０，１６７＿１，…，１６７＿８として、図９に
示す構成の移動平均回路を用いてもよい。

【００４６】図１０は、本発明の第３の超音波診断装置
の一実施例における、壁情報と血流情報との双方を含む
受信信号Ｓ_A から、直接に血流パワーを求める回路を示
すブロック図である。この図１０に示す回路ブロック図
は、図６に示す最小値タップ算出回路１７１に代わり、
最小値算出回路１７２が備えられていることを除き、図
６に示す回路と同一構成を有している。

【００４７】最小値算出回路１７２では、差分パワーの
最小値が算出される。この差分パワーの最小値は、情報
が除去された後の信号のパワーに相当する。即ち、この
差分パワーの最小値は、血流パワーに相当する。図１１
は、最小値算出回路の一例を示すブロック図である。各
比較回路３７＿１，３７＿２，…，３７＿８では、２つ
の入力Ａ，Ｂの大小が比較され、その比較結果が、対応
する各セレクタ３８＿１，３８＿２，…，３８＿８に制
御信号として入力される。各セレクタ３８＿１，３８＿
２，…，３８＿８では、対応する比較回路３７＿１，３
７＿２，…，３７＿８から入力された制御信号を受けて
２つの入力Ａ，Ｂのうちの値の小さい方を出力する。

【００４８】このようにして、最後段のセレクタ３８＿
６から、各タップ１７２＿０，１７２＿１，…，１７２
＿８から入力された信号のうちの最小値が出力される。
図１２は、本発明の第４の超音波診断装置の一実施例に
おける、超音波の送受信の順序を示した図である。ここ
では、１回の送信につき、順次隣接する８本の走査線の
受信信号が生成される。すなわち、ここでは＃１の送信
で＃１〜＃８の走査線に沿う受信信号が得られ、＃２の
送信で＃９〜＃１６の走査線に沿う受信信号が得られ、
以下同様にして各送信毎に順次異なる各８本の走査線に
沿う受信信号が得られる。

【００４９】図１３は、上記のようにして得られた受信
信号から壁情報を除去するためのＩＩＲ型（再帰型）フ
ィルタを含むＭＩＴフィルタの回路構成図である。ここ
には、ＩＩＲ型フィルタの前段側に段数の少ないＦＩＲ
型フィルタが接続された複合型のフィルタが示されてい
る。例えばこのような型式のＭＴＩフィルタが８個並列
に並べられ、同時に得られた８本の受信信号それぞれか
ら壁情報が除去される。

【００５０】図１２に示すように送受信を行なうことに
より、ＭＴＩフィルタのカットオフを十分急峻にするこ
とができる。また例えば１／８の速度でスロー再生した
場合、図１７（Ａ），（Ｂ）に示す送受信の場合は８フ
レーム毎にしか画面を更新することができないが、図１
２に示す送受信の場合、各フレーム毎に画面を更新する
ことができ、スロー再生においても極めてなめらかに変
化する画面を表示することができる。

【００５１】尚、図１２に示すような送受信を行なった
場合、エイリアジングが起こる可能性が大きいため、血
流情報を表示するにあたっては、血流方向によらず同じ
色で表示するパワー表示を行なうことが好ましい。ま
た、血流情報を表示する場合、血流情報の算出に時間が
かかることを考慮し、その分だけＢモード像を遅延さ
せ、Ｂモード像と血流情報をタイミングを合わせて重畳
して表示することが好ましい。

【００５２】

【発明の効果】以上説明したように、本発明の上記の種
々の態様によれば、血流情報を検出するにあたり、壁情
報除去能力およびフレームレート、走査線間隔、視野角
を大幅に改善することができ、また組織の速度を検出す
るための装置規模を低減することができる。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の第１の超音波診断装置の、図１４に示
す壁情報除去部に対応する構成を示すブロック図であ
る。

【図２】図１に示す壁情報除去部の各ノードの信号模式
図である。

【図３】重み付き平均手段の一例を示すブロック図であ
る。

【図４】重み付き平均手段の他の例を示すブロック図で
ある。

【図５】２次元ローパスフィルタの一例を示すブロック
図である。

【図６】本発明の第２の超音波診断装置の、図１４に示
す血流情報検出部に相当する部分のブロック図である。

【図７】最小値タップ算出回路の一例を示すブロック図
である。

【図８】図６にブロックで示す各ローパスフィルタとし
て好適に用いることのできるＦＩＲ型ローパスフィルタ
の回路ブロック図である。

【図９】図６にブロックで示す各ローパスフィルタとし
て好適に用いることができる移動平均回路の回路ブロッ
ク図である。

【図１０】本発明の第３の超音波診断装置の一実施例に
おける、壁情報と血流速度との双方を含む受信信号か
ら、直接に血流パワーを求める回路を示すブロック図で
ある。

【図１１】最小値算出回路の一例を示すブロック図であ
る。

【図１２】本発明の第４の超音波診断装置の一実施例に
おける、超音波の送受信の順序を示した図である。

【図１３】受信信号から壁情報を除去するためのＩＩＲ
型（再帰型）フィルタを含むＭＩＴフィルタの回路構成
図である。

【図１４】超音波診断装置の一例の概略構成図である。

【図１５】壁情報除去部の、従来の提案に基づく一構成
例を示した概略ブロック図である。

【図１６】血流情報検出部の、従来の一構成例を示した
回路ブロック図である。

【図１７】超音波プローブで送受信される超音波の、送
受信の順序を示した図である。

【符号の説明】

１５１ 壁速度算出手段 １５２ 遅延手段 １５３ 壁情報除去手段 １５４ 振幅算出手段 １５５ 重み付き平均手段 １６９＿０，１６９＿１，…，１６９＿８ 差分器 １６７＿０，１６７＿１，…，１６７＿８ ローパスフ
ィルタ １７０＿０，１７０＿１，…，１７０＿８ 二乗器 １７１ 最小値タップ算出回路 １７２ 最小値算出回路

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (56)参考文献 特開 平１−110351（ＪＰ，Ａ) 特開 平１−164355（ＪＰ，Ａ) 特開 平４−218143（ＪＰ，Ａ) 特開 平４−256740（ＪＰ，Ａ) 特開 平５−7588（ＪＰ，Ａ) 特開 平６−54847（ＪＰ，Ａ) 特開 平６−245932（ＪＰ，Ａ) 国際公開94／20866（ＷＯ，Ａ１) (58)調査した分野(Int.Cl.⁷，ＤＢ名) A61B 8/00

Claims (8)

(57)【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 被検体内で反射した超音波を受信して得
   た、血流情報と壁情報とを含む受信信号から血流情報を
   抽出して該血流情報に基づく画像を表示する超音波診断
   装置において、 前記受信信号に基づいて壁の速度を求める壁速度算出手
   段と、 前記受信信号に基づいて該受信信号の振幅を求める振幅
   算出手段と、 被検体内の所定の観測点を含む所定領域内の各点の速度
   を、該各点の振幅でそれぞれ重み付けて該所定領域内で
   平均化することにより平均的な重み付き速度を求める重
   み付き平均手段と、 該重み付き平均手段で求められた重み付き速度に応じて
   適応的に変化する周波数特性を有する、前記受信信号か
   ら壁情報を除去する壁情報除去手段とを備えたことを特
   徴とする超音波診断装置。
2. 【請求項２】 この超音波診断装置が、被検体内に延び
   る同一の走査線に沿って超音波を複数回送受信して得た
   複数の受信信号に基づいて該走査線上の観測点の移動速
   度、及び／又は、歪み速度に相当する量を算出して表示
   する超音波診断装置であって、 異なるタイミングの送受信により得られた、少なくとも
   一対の前記受信信号を、各送受信毎の、互いに対応する
   各基準時刻どうしを同時刻に重ねた基準状態よりも、該
   一対の受信信号のうちの一方を他方に対し相対的に複数
   の各ずれ量だけ時間をずらした状態における、該一対の
   受信信号の差の二乗を算出することにより、前記複数の
   各ずれ量それぞれに対応する各差分二乗値を求める差分
   二乗値算出手段と、 前記観測点を含む所定領域内の各点の各差分二乗値を該
   所定領域内で各ずれ量毎に平均化することにより、各ず
   れ量毎の平均的な各差分二乗値を求める平均化手段と、 前記複数のずれ量のうち、前記平均化手段で求められた
   平均的な複数の差分二乗値のうちの最小値に対応するず
   れ量を求める最小値対応ずれ量抽出手段とを備えたこと
   を特徴とする請求項１記載の超音波診断装置。
3. 【請求項３】 前記差分二乗値算出手段が、前記壁情報
   除去手段から出力された、壁情報が除去された受信信号
   に基づいて、前記複数の各ずれ量それぞれに対応する各
   差分二乗値を求めるものであることを特徴とする請求項
   ２記載の超音波診断装置。
4. 【請求項４】 この超音波診断装置が、被検体内で反射
   した超音波を受信して得た受信信号から血流パワーを求
   めて表示する超音波診装置であって、 異なるタイミングの送受信により得られた、少なくとも
   一対の前記受信信号を、各送受信毎の、互いに対応する
   各基準時刻どうしを同時刻に重ねた基準状態よりも、該
   一対の受信信号のうちの一方を他方に対し相対的に複数
   の各ずれ量だけ時間をずらした状態における、該一対の
   受信信号の差の二乗を算出することにより、前記複数の
   各ずれ量それぞれに対応する各差分二乗値を求める差分
   二乗値算出手段と、 前記観測点を含む所定領域内の各点の各差分二乗値を該
   所定領域内で各ずれ量毎に平均化することにより、各ず
   れ量毎の平均的な各差分二乗値を求める平均化手段と、 前記平均化手段で求められた平均的な複数の差分二乗値
   のうちの最小値を求める最小値抽出手段とを備えたこと
   を特徴とする請求項１記載の超音波診断装置。
5. 【請求項５】 前記平均化手段が、複数対の前記受信信
   号について求めた、前記所定領域内の各点および前記複
   数の各ずれ量それぞれに対応する複数の差分二乗値を、
   該所定領域内で各ずれ量毎に平均化することにより、各
   ずれ量毎の平均的な各差分二乗値を求めるものであるこ
   とを特徴とする請求項２記載の超音波診断装置。
6. 【請求項６】 超音波を被検体内に１回送信する毎に、
   被検体内に延びる所定数の走査線で形成される、被検体
   内に広がる断層面上の複数の走査線に対応する複数の受
   信信号を得る複数方向同時受信手段と、 順次連続する超音波の各送信毎に、循環的に、前記断層
   面内の順次異なる複数の走査線に対応する複数の受信信
   号が得られるように前記複数方向同時受信手段を制御す
   る受信方向変更手段とを備えたことを特徴とする請求項
   １記載の超音波診断装置。
7. 【請求項７】 前記壁情報除去手段が、再帰型フィルタ
   を備えたものであることを特徴とする請求項６記載の超
   音波診断装置。
8. 【請求項８】 前記受信信号に基づいて前記断層面に対
   応するＢモード像を生成するＢモード像生成手段と、 該Ｂモード像、および前記血流情報に基づく画像を、タ
   イミングを合わせて同時に表示する表示手段とを備えた
   ことを特徴とする請求項６又は７記載の超音波診断装
   置。