JP3697289B2 - 超音波ドプラ診断装置 - Google Patents
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Description
【０００１】
【産業上の利用分野】
本発明は、パルスドプラ法により血流を画像化（イメージング）する超音波ドプラ診断装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
従来の超音波ドプラ診断装置の基本的構成図を図８に示す。送受信系１２により、超音波プローブが駆動されると、超音波パルスが一定の繰り返し周波数（「レート周波数」と称される）で生体内に送信される。パルスドプラ法は、或る方位方向に超音波パルスの送受信を所定回数繰り返し、この繰り返しが終了後に次の方位方向に移って同様の動作を繰り返していくというものである。
【０００３】
生体内で反射してきた反射波は、超音波プローブ１１で受信される。この受信信号は、送受信系１２を介して受信指向性を与えられた後、検波器１８、ミキサ２４ａ、２４ｂに送られる。検波器１８に送られた受信信号は包絡線検波された後、走査変換手段３４、マルチプレクサ（ＭＰＸ）３７、Ｄ／Ａ変換手段３８を順に介して表示手段３９にＢモードとして表示される。一方、ミキサ２４ａ、２４ｂに送られた受信信号は、それぞれ９０度位相の異なる基準信号に掛け合わされて位相検波され、ローパスフィルタ２６ａ，２６ｂで高周波成分を除去される。これにより、血流成分及びクラッタ成分の混在したドプラ信号が得られる。このドプラ信号は、カラーフローマッピング（ＣＦＭ）処理系２７に送られ、Ａ／Ｄ変換２８ａ、２８ｂでディジタル信号に変換された後、ＭＴＩフィルタ２９ａ、２９ｂで様々な位置毎にクラッタ信号が除去される。これにより、移動目標物体（ここでは血球）のみのドプラ信号が得られる。
【０００４】
このＭＴＩフィルタ２９ａ、２９ｂから出力されるドプラ信号は、自己相関器３０に送られる。自己相関器３０は、ドプラ信号に基づいて以下の（１）式、（２）式にしたがってずらし幅ゼロの自己相関値Ｃ0 と、１サンプルずらしの自己相関値Ｃ1 を計算する。
【０００５】
【数１】
【０００６】
なお、*は複素共役を示し、ｎは同一方向に送受信される回数を示し、ｉは何回目かの送受信であるかを示し、Ｓi はｉ番目の送受信により得られた或るピクセルでのドプラ信号を意味する。また、ずらし幅ゼロの自己相関値とは同一信号どうしの複素共役乗算値の累積値であり、１サンプルずらしの自己相関値とはずらし幅ゼロの自己相関値に対し１回分送受信タイミングがずれている信号どうしの複素共役乗算値の累積値である。
【０００７】
これら自己相関値Ｃ0 ，Ｃ1 は、以下の（３）式、（４）式、（５）式にしたがって、各種演算部３１乃至３３でそれぞれ、平均ドプラシフト周波数ｆ、パワーＰ、分散σの各種血流情報に加工され、走査変換手段３５、カラー情報変換手段３６、マルチプレクサ３７、Ｄ／Ａ変換手段３８を順に介して表示手段３９に表示される。
【０００８】
【数２】
【０００９】
このようにパルスドプラ法は、ドプラ効果による偏移周波数が血流速度に応じたものであることを基本原理として、血流の様子を２次元的に表示するための技術であるが、ドプラ信号には血流成分の他に、生体内臓器からのクラッタ成分と、ノイズ成分とが含まれる。ドプラ信号からのクラッタ成分の除去はＭＴＩフィルタによりなされる。ノイズ成分の除去は、リジェクション処理により等価的に行われている。リジェクション処理とは、平均速度、分散、パワーの各種血流情報を表示する際、或る画素においてそのパワー値がしきい値より小さいとき、その画素の表示輝度をゼロ、つまり真黒に表示することでノイズ成分を実効的に除去するという処理である。
【００１０】
ノイズは、その位相値及び速度がランダムに変化するので、その分散は一般に大きな値となる。しかし、ノイズのパワー値は一般には血流のそれよりも小さくなるので、このパワー値に基づくリジェクション処理は、ある程度の効果が期待されると考えられる。
【００１１】
このようにパワー値に基づくリジェクション処理は、ある程度のノイズ／血流分離を可能とするが、細い血管や体表から離れた場所にある血管から反射されてくる血流のパワーは、一般に小さい。したがって、このようなパワー値の低い血流部分がノイズと共に画像化されないという問題があり、リジェクション処理以上のノイズ分離能が得られる方法が望まれている。
【００１２】
この問題を低減するものとしてパワードプラ方式と称される方法がある。この方法は、パワー値をフレーム間でスムージングして、時間的にパワー値の変動の大きいノイズを相殺的に抑制しようとするものである。しかし、従来の平均速度、分散、パワーの表示方法では、血流方向は平均速度の符号から得られ、乱流度は分散値によって得ることができたが、パワードプラ方式では血流成分のパワー値をフレーム間でスムージングし、その値を表示するため、血流方向及び乱流度を表示することができなかった。
【００１３】
【発明が解決しようとする課題】
本発明の第１の目的は、血流成分とノイズ成分との分離能を向上し得る超音波ドプラ診断装置を提供することである。第２の目的は、血流方向、血流の乱流度を表示できる超音波ドプラ診断装置を提供することである。
【００１４】
【課題を解決するための手段】
本発明の第１局面は、被検体に超音波を送波すると共に、前記被検体からのエコー信号を受波する送受波手段と、前記送受波手段を駆動する駆動手段と、前記エコー信号を位相検波してドプラ信号を得る位相検波手段と、前記ドプラ信号と、このドプラ信号と同一方向に送受信される１サンプルずれたドプラ信号との複素共役乗算値を複数回数累積した値を、１サンプルずらしの相関値として求める相関手段と、前記１サンプルずらしの相関値の絶対値を求める演算手段と、前記相関値の絶対値を表示する表示手段とを備えることを特徴とする超音波ドプラ診断装置である。
本発明の第２局面は、被検体に超音波を送波すると共に、前記被検体からのエコー信号を受波する送受波手段と、前記送受波手段を駆動する駆動手段と、前記エコー信号を位相検波してドプラ信号を得る位相検波手段と、同一のドプラ信号どうしの複素共役乗算値を複数回数累積した値をずらし幅ゼロのドプラ信号の相関値として求め、前記ドプラ信号とこのドプラ信号と同一方向に送受信される１サンプルずれたドプラ信号との複素共役乗算値を複数回数累積した値を１サンプルずらしの相関値として求める相関手段と、前記１サンプルずらしの相関値の絶対値を求める演算手段と、前記ずらし幅ゼロの相関値と前記絶対値とに基づいて分散値を求める計算手段と、前記ずらし幅ゼロの相関値と前記絶対値とのいずれかと、前記分散値とを表示する表示手段とを備えることを特徴とする超音波ドプラ診断装置である。
本発明の第３局面は、被検体に超音波を送波すると共に、前記被検体からのエコー信号を受波する送受波手段と、前記送受波手段を駆動する駆動手段と、前記エコー信号を位相検波してドプラ信号を得る位相検波手段と、同一のドプラ信号どうしの複素共役乗算値を複数回数累積した値をずらし幅ゼロのドプラ信号の相関値として求め、前記ドプラ信号とこのドプラ信号と同一方向に送受信される１サンプルずれたドプラ信号との複素共役乗算値を複数回数累積した値を１サンプルずらしの相関値として求める相関手段と、前記ずらし幅ゼロの相関値と前記１サンプルずらしの相関値各々をフレーム間でスムージングするスムージング手段と、前記スムージング手段によりスムージングされた前記１サンプルずらしの相関値の絶対値を求める演算手段と、前記ずらし幅ゼロの相関値と前記絶対値とから分散値を求める計算手段と、前記分散値のみ、又は前記分散値と共に前記ずらし幅ゼロの相関値と前記絶対値のいずれかを表示する表示手段とを備えることを特徴とする超音波ドプラ診断装置である。
【００１８】
【作用】
本発明の第１局面によれば、ドプラ信号とこのドプラ信号から１サンプルずれたドプラ信号との相関関係から、１サンプルずらしの相関値が求められ、この１サンプルずらしの相関値の絶対値が表示される。血流はその流れの方向が安定的であるので、その１サンプルずらしの相関値の絶対値は比較的大きい。一方、ノイズはその方向がランダムであるので、その１サンプルずらしの相関値の絶対値は比較的小さくなる。したがって、１サンプルずらしの相関値を例えばパワードプラ法を適用すれば、ノイズ分離能の向上が期待できる。
本発明の第２局面によれば、ずらし幅ゼロの相関値と絶対値とのいずれかと、分散値とを表示するので、ドプラ信号の強さと乱流度の両方を観察できる。
本発明の第３局面によれば、フレーム間でスムージングしたずらし幅ゼロの相関値と、フレーム間でスムージングした１サンプルずれた相関値より得られた絶対値とから、分散を求めるので、血流が拍動流であるのか、定常流であるのかを判別できる。
【００２２】
【実施例】
以下、図面を参照して、本発明による超音波ドプラ診断装置の一実施例を説明する。
（第１実施例）
本発明の第１実施例に係る超音波ドプラ診断装置の構成図を図１に示す。図２に図１のスムージング部の詳細な構成を示す。この超音波ドプラ診断装置は、パルスドプラ法が採用される。送受信系１２により、超音波プローブが駆動されると、基準周波数ｆ0 の超音波パルスが一定の繰り返し周波数（「レート周波数」と称される）ｆr で生体内に送信される。パルスドプラ法では、或る方位方向に超音波パルスの送受信を所定回数繰り返しながら順次、方位方向を変化させていくというものである。生体内で反射してきた反射波は、超音波プローブ１１で受信される。この受信信号は、送受信系１２を介してプリアンプ１３で増幅され、ディレーライン１６で遅延時間を与えられ、さらに加算器１７で加算される。加算器１７から出力される受信信号は、検波器１８に送られ、包絡線検波の後、走査変換手段３４、マルチプレクサ（ＭＰＸ）３７、Ｄ／Ａ変換手段３８を順に介して表示手段３９にＢモード画像としてビジュアルに表示される。
【００２３】
加算器１７の出力は、ミキサ（位相検波器）２４ａ、２４ｂにも送られる。発振器１５からの基準周波数ｆ0 の基準信号は、ミキサ２４ａに直接供給され、またミキサ２４ｂに９０°移相器２５を介して供給され、それぞれ加算器１７からの受信信号と掛け合わされる。これによりドプラ偏移周波数成分ｆd と、高周波成分２・ｆ0 ＋ｆd とが得られる。
【００２４】
高周波成分は、ローパスフィルタ２６ａ，２６ｂで濾過され、ドプラ偏移周波数成分ｆd だけを有するドプラ信号がカラーフローマッピング（ＣＦＭ）処理系２７に送られる。ＣＦＭ処理系２７に送られたドプラ信号は、Ａ／Ｄ変換２８ａ、２８ｂでディジタル信号に変換された後、ＭＴＩフィルタ２９ａ、２９ｂで様々な位置毎にクラッタ信号が除去され、移動目標物体（ここでは血球）によるドプラ偏移周波数成分ｆd だけのドプラ信号が得られる。
【００２５】
ＭＴＩフィルタ２９ａ、２９ｂからのドプラ信号は、自己相関器３０に送られる。自己相関器３０は、ＭＴＩフィルタ２９ａ、２９ｂからのドプラ信号に基づいて、上述した（２）式にしたがって、ずらし幅ゼロの信号と１サンプルずらしの信号の相関関係から１サンプルずらしの自己相関値Ｃ1 を計算する。
【００２６】
平均速度演算部３１、分散演算部３２、パワー演算部３３はそれぞれ、自己相関器３０の出力に基づいて平均速度、分散、パワーを計算する。これらは走査変換手段３５を介して適当に組み合わされ、最終的に表示手段３９に表示される。
【００２７】
また、自己相関器３０の出力、つまり１サンプルずらしの自己相関値Ｃ1 は、スムージング部４０に送られる。この１サンプルずらしの自己相関値Ｃ1 は、虚数部、実数部毎に空間的スムージング処理（同一フレーム内の隣接点のＣ1 とのスムージング）に供される。具体的には、１サンプルずらしの自己相関値Ｃ1 の虚数部、実数部はそれぞれ、距離方向スムージング部４１，４２で距離方向（深さ方向）に関してスムージング処理に供され、さらに方位方向スムージング部４３，４４で方位方向（超音波ビームの移動方向）に関してスムージング処理に供される。振幅計算部４６は、空間的スムージング処理に供された実数部と虚数部から、自己相関値Ｃ1 の絶対値｜Ｃ1 ｜を計算する。この自己相関値Ｃ1 の絶対値｜Ｃ1 ｜は、フレーム間スムージング部４７でフレーム間のスムージング処理（時間的スムージング処理）、つまり隣接フレームの同一点の｜Ｃ1 ｜とのスムージング処理に供される。
【００２８】
こうして空間的及び時間的にスムージング処理に供された自己相関値Ｃ1 の絶対値｜Ｃ1 ｜はその大きさに応じて、 Log（対数）変換部４９で輝度値が割り当てられ、アンジオ出力信号（血流信号）として、走査変換手段３５に出力される。そして、このアンジオ出力信号は走査変換手段３５からカラー情報変換手段３６、マルチプレクサ３７、Ｄ／Ａ変換手段３８を順に介して表示手段３９にノイズが低減された２次元の血流画像としてビジュアルに表示される。
【００２９】
次に本実施例の作用について説明する。
図３、図４は１サンプルずらしの自己相関値Ｃ1 の計算方法に関する説明図である。図３（ａ）は或る一定の方位方向に関する送受信によって得られた直交位相検波前の受信信号を示す。なお、同一方位方向に関する送受信の繰り返し回数をｎとする。１≦ｉ≦ｎとして、図中、ｓi （ｔ）は、ｉ回目の送受信で得られた受信信号を表している。この受信信号ｓi （ｔ）はミキサ２４ａ，２４ｂで直交位相検波に供され、さらにＡ／Ｄを受けた後の時刻ｔ0 におけるサンプル値を図３（ｂ）に示す。この複素数Ｓi は、時間関数でなく、ｉのみに依存する。ここで血流速度が観測時間内でそれほど変化しなければ、複素数Ｓi は、図３（ｂ）に示すように、ほぼ一定間隔で回転する。
【００３０】
図４（ａ）は、自己相関器３０における１サンプルずらしの自己相関値Ｃ1 の計算手順に関する説明図である。自己相関器３０は、ｉ回目の送受信での複素数Ｓi と、１サンプルずれた、ここでは１サンプル前のｉ−１回目の送受信での複素数Ｓi-1 の位相共役Ｓi-1 * とを複素乗算する。この複素乗算はｉ＝ｎまで繰り返され、得られた複素乗算結果ＡＣ1 〜ＡＣn を図４（ｂ）に示すように累積することにより、１サンプルずらしの自己相関値Ｃ1 が求められる。上述したように血流速度が観測時間内でそれほど変化しなければ、各サンプル間での位相差（φi −φi-1 ）も累積範囲内でほぼ一定となり、そのベクトルはｉによらずほど同一の方向を向く。したがって、累積後の１サンプルずらしの自己相関値Ｃ1 は、原点から十分離れた位置まで到達し、その絶対値｜Ｃ1 ｜も大きくなっていく。しかし、ノイズの場合、図５に示すように、ベクトルの方向がランダムであるので、ノイズの１サンプルずらしの自己相関値Ｃ1 の絶対値｜Ｃ1 ｜はあまり大きくなっていかない。要するに、血流成分の１サンプルずらしの自己相関値Ｃ1 の絶対値｜Ｃ1 ｜はｉの増加に応じて大きくなっていくが、ノイズの１サンプルずらしの自己相関値Ｃ1 の絶対値｜Ｃ1 ｜はｉに関わらずあまり大きくなっていかない。したがって、この１サンプルずらしの自己相関値Ｃ1 の絶対値｜Ｃ1 ｜を輝度変換して表示すると、血流成分がノイズ成分に対して相対的に強調され、結果的にノイズ成分が抑制される。ただし、血流も乱流性で、ベクトルＡＣの向きがランダムである場合、ノイズと同様に１サンプルずらしの自己相関値Ｃ1 の絶対値｜Ｃ1 ｜はあまり大きくなっていかないので、Ｃ0 の代わりにＣ1 を用いるメリットは少ない。
【００３１】
これに対し、ずらし幅ゼロの自己相関値Ｃ0 は、上述した（１）式から理解されるように、スカラー量であり、図５の１本１本のベクトルＡＣの振幅をスカラー的に累積していることに相当する。したがって、血流成分のＣ0 とノイズ成分のＣ0 とは共に、送受信繰り返し回数に応じて大きくなり、両者の差異は少なく、血流成分からノイズ成分を分離できない。
【００３２】
以上のように、１サンプルずらしの自己相関値Ｃ1 は、各サンプルの位相が、血流信号では流速に依存し、ノイズではランダムであることを利用しているが、ずらし幅ゼロの自己相関値Ｃ0 は各サンプルの振幅のみ用い、位相に関する情報は使っていない。このため、乱流性の少ない血流に対しては、１サンプルずらしの自己相関値Ｃ1 に基づく方法がずらし幅ゼロの自己相関値Ｃ0 に基づく方法よりノイズ分離能が良好である。
【００３３】
次に、１サンプルずらしの自己相関値Ｃ1 を空間サンプル間及びフレーム間でスムージングすることの効果について説明する。血流の速度、方向が空間的に近いところで似ているのであれば、Ｃ1 ベクトルはそれらの点で同じような方向を向き、且つ同じような大きさであるため、スムージング処理の前後で値の変動は少ない。しかし、ノイズによるＣ1 ベクトルは隣接サンプル間、及びフレーム間で独立であるため、スムージング処理によりその値は小さくなる。よって、１サンプルずらしの自己相関値Ｃ1 を空間サンプル間及びフレーム間でスムージングすることにより、ノイズ分離能はより向上する。
（第２実施例）
図６に本実施例のスムージング部の構成を示す。図６において図２と同じ部分には同符号を付している。また、スムージング部以外の他の構成は第１実施例の図１と同じである。スムージング部には、自己相関器３０で求められた１サンプルずらしの自己相関値Ｃ1 と、ずらし幅ゼロの自己相関値Ｃ0 が供給される。Ｃ1 の実数部は距離方向スムージング部４１と、方位方向スムージング部４３を介して振幅計算部４６に送られる。また、Ｃ1 の虚数部は距離方向スムージング部４２と、方位方向スムージング部４４を介して振幅計算部４６に送られる。なお、距離方向スムージング処理と、方位方向スムージング処理とに対して、空間的スムージング処理がそれらの上位概念として定義される。振幅計算部４６は、Ｃ1 の実数部、虚数部に基づいてＣ1 の絶対値｜Ｃ1 ｜を求める。
【００３４】
また、空間的スムージング処理を受けた１サンプルずらしの自己相関値Ｃ1 は、位相計算部５２に送られる。位相計算部５２は、両者間の位相差に基づいて血流方向（プローブに近付く方向とプローブから離れる方向）を符号（正と負）として求める。求められた符号は、フレーム間スムージング部５３、マルチプレクサ５８，５９に送られる。
【００３５】
ずらし幅ゼロの自己相関値Ｃ0 は、距離方向スムージング部５０と方位方向スムージング部５１とにより空間的にスムージングされ、マルチプレクサ５７，５９に出力される。
【００３６】
また、マルチプレクサ５７、６０には、表示パラメータをＣ1 とＣ0 のいずれにするかという選択コマンドＣ1 ／Ｃ0 が供給される。選択コマンドＣ1 ／Ｃ0 に応じて、振幅計算部４６からの自己相関値Ｃ1 の絶対値｜Ｃ1 ｜、又はずらし幅ゼロの自己相関値Ｃ0 が選択的にフレーム間スムージング部５３に供給される。
【００３７】
フレーム間スムージング部５３は、｜Ｃ1 ｜又はＣ0 に符号を付けて、フレーム間スムージング処理に供する。この処理結果は Log変換部５４を介して符号付きパワー値として出力される。
【００３８】
振幅計算部４６からの自己相関値Ｃ1 の絶対値｜Ｃ1 ｜は、マルチプレクサ５８に送られる。マルチプレクサ５８は、超音波プローブ１１に向かう方向（順方向）と、超音波プローブ１１から遠ざかる方向（逆方向）との両方向の血流を表示するための第１の動作モードと、いずれかの方向の血流を選択的に表示する第２の動作モードとを有し、第１の動作モードでは絶対値｜Ｃ1 ｜をフレーム間スムージング部４７にそのまま通過させ、第２の動作モードでは位相計算部５２からの符号が正（又は負）の絶対値｜Ｃ1 ｜をフレーム間スムージング部４７にそのまま通過させ、位相計算部５２からの符号が負（又は正）の絶対値｜Ｃ1 ｜をゼロ値に変換してフレーム間スムージング部４７に送り込む。フレーム間スムージング部４７は、送り込まれた絶対値｜Ｃ1 ｜をフレーム間スムージング処理（時間的スムージング処理）に供する。
【００３９】
同様に、方位方向スムージング部５１からのずらし幅ゼロの自己相関値Ｃ0 は、マルチプレクサ５９に送られる。マルチプレクサ５９は超音波プローブ１１に向かう方向（順方向）と、超音波プローブ１１から遠ざかる方向（逆方向）との両方向の血流を表示するための第１の動作モードと、いずれかの方向の血流を選択的に表示する第２の動作モードとを有し、第１の動作モードではＣ0 をフレーム間スムージング部４７にそのまま通過させ、第２の動作モードでは位相計算部５２からの符号が正（又は負）のＣ0 をフレーム間スムージング部５５にそのまま通過させ、位相計算部５２からの符号が負（又は正）のＣ0 をゼロ値に変換してフレーム間スムージング部５５に送り込む。フレーム間スムージング部５５は、送り込まれたＣ0 をフレーム間スムージング処理（時間的スムージング処理）に供する。
【００４０】
分散計算部５６は、（５）式にしたがってスムージングされた｜Ｃ1 ｜とＣ0 とから分散を求め、求めた分散値を出力する。
マルチプレクサ６０は、マルチプレクサ５７と同様に、表示パラメータとして選択されたフレーム間スムージング部４７からの｜Ｃ1 ｜又はフレーム間スムージング部５５からのＣ0 を選択的にLog 変換部４９に供給する。Log 変換部４９は、｜Ｃ1 ｜又はＣ0 を輝度変換して、符号無しのパワー値として出力する。
【００４１】
本実施例では表示パラメータを選択することで、｜Ｃ1 ｜とＣ0 のいずれの値でも表示できるようになる。
また｜Ｃ1 ｜及びＣ0 から求められた分散値をそれのみ表示するようにしてもよいし、符号無しパワー値と分散値とを表示するようにしてもよい。例えば、｜Ｃ1 ｜又はＣ0 を輝度パラメータとして用い、分散値に応じて色調を変えるようにすれば、輝度で表現されるドプラ信号の強さと、乱流度の両方を同時に観察できる。
【００４２】
ある程度の時定数をもってフレーム間スムージング処理に供された｜Ｃ1 ｜又はＣ0 から分散を求めるため、ある一定時間内の平均的な乱流度を評価できる。
そのため、一般的には安定していない分散値が、かなり安定して検出できるようになり、微小な乱流の検出や乱流度の定量評価等に有効である。
【００４３】
また、本実施例では、血流方向を区別してパワー値を表示できる。つまり、Log 変換部４９からの符号無しパワー値（｜Ｃ1 ｜又はＣ0 ）を輝度パラメータとして用い、Log 変換部５４からの符号付きパワー値（｜Ｃ1 ｜又はＣ0 ）の符号に応じて式調を変える。例えば、符号付きパワー値（｜Ｃ1 ｜又はＣ0 ）の符号が正であれば赤系の色で表示し、負ならば、青系の色で表示する。
【００４４】
この処理の作用を考える際には、血流方向が順逆（正負）入り乱れている場合を考える必要がある。マルチプレクサ５８，５９が第１の動作モードのときに、フレーム間スムージング部４７で単にパワー値（｜Ｃ1 ｜又はＣ0 ）をフレーム間スムージングした結果には、順方向の血流のパワー値と逆方向の血流のパワー値とがそれらの区別なく混合されている。したがって、この結果に符号を付ける場合、いずれの方向成分が支配的であるかに応じる必要がある。この支配的な方向成分は、フレーム間スムージング部５３で符号付きでパワー値（｜Ｃ1 ｜又はＣ0 ）をフレーム間スムージングした結果の符号で与えられる。したがって、血流方向を区別してパワー値を表示することが可能になる。
【００４５】
マルチプレクサ５８，５９が第２の動作モードで動作するとき、Log 変換部４９からのパワー値出力に基づいて、選択されたいずれか一方向の血流のみ選択的に表示することができる。この方法には、次のような有利性もある。一般的に血流は一定方向の流れを持ち、これにより符号は比較的固定的であるが、ノイズの符号はランダムである。したがって、ノイズのパワー値は血流のパワー値に比べて、小さくなる傾向にあり、ノイズ分離が達成される。
（第３実施例）
図７は第３実施例によるスムージング部の構成図であり、図２と同じ部分には同符号を付して説明は省略する。第１実施例では、振幅計算部４６でＣ1 の振幅計算を行った後に、フレーム間スムージング部４７でフレーム間スムージング処理を行っていた。これに対し、本実施例では、フレーム間スムージング部４７ａ，４７ｂでフレーム間スムージング処理を行った後に、振幅計算部４６でＣ1 の振幅計算を行う。つまりフレーム間スムージング処理を１サンプルずらしの自己相関値Ｃ1 の絶対値｜Ｃ1 ｜に対してでなく、１サンプルずらしの自己相関値Ｃ1 に対して実施する。これに応じてスムージング部の構成は、振幅計算部４６の前段にフレーム間スムージング部４７ａ，４７ｂが配置される。振幅計算部４６で求められた振幅、つまりＣ1 をフレーム間スムージング処理に供した後の絶対値｜Ｃ1 ｜は、分散計算部５６に送られる。
【００４６】
また、本実施例では、ずらし幅ゼロの自己相関値Ｃ0 に対する距離方向スムージング部５０、方位方向スムージング部５１、フレーム間スムージング部５５が設けられる。これらスムージング部５０，５１，５５でスムージングされたＣ0 は、分散計算部５６に送られる。
【００４７】
分散計算部５６は、（５）式にしたがって、｜Ｃ1 ｜とＣ0 とから分散を求める。
このような構成によれば、血流が拍動流なのか又は定常流なのかを識別可能となる。拍動流の場合、流速がフレーム間で大きく変動するため、Ｃ1 をフレーム間スムージング処理に供すると、その振幅は小さくなり、絶対値｜Ｃ1 ｜は定常流の場合より小さくなる。一方、Ｃ0 は、速度の変化には影響されないので、拍動流、定常流に関わらず、変化しない。したがって、動脈等の拍動流であれば、その分散値が高くなり、静脈等の定常流であれば、その分散値が低くなる。したがって、拍動流と定常流の識別が可能となる。
本発明は上述した実施例に限定されず、種々変形して実施可能である。
【００４８】
【発明の効果】
本発明の第１局面によれば、ドプラ信号とこのドプラ信号から１サンプルずれたドプラ信号との相関関係から、１サンプルずらしの相関値が求められ、この１サンプルずらしの相関値の絶対値が表示される。血流はその流れの方向が安定的であるので、その１サンプルずらしの相関値の絶対値は比較的大きい。一方、ノイズはその方向がランダムであるので、その１サンプルずらしの相関値の絶対値は比較的小さくなる。したがって、１サンプルずらしの相関値を例えばパワードプラ法を適用すれば、ノイズ分離能の向上が期待できる。
本発明の第２局面によれば、ずらし幅ゼロの相関値と絶対値とのいずれかと、分散値とを表示するので、ドプラ信号の強さと乱流度の両方を観察できる。
本発明の第３局面によれば、フレーム間でスムージングしたずらし幅ゼロの相関値と、フレーム間でスムージングした１サンプルずれた相関値より得られた絶対値とから、分散を求めるので、血流が拍動流であるのか、定常流であるのかを判別できる。
【図面の簡単な説明】
【図１】第１実施例に係る超音波ドプラ診断装置の構成図。
【図２】図１のスムージング部のブロック図。
【図３】自己相関値Ｃ1 の計算手順の前半の説明図。
【図４】自己相関値Ｃ1 の計算手順の後半の説明図。
【図５】自己相関値Ｃ1 によるノイズ弁別能の説明図。
【図６】第２実施例のスムージング部のブロック図。
【図７】第３実施例のスムージング部のブロック図。
【図８】従来の超音波ドプラ診断装置の構成図。
【符号の説明】
１１…超音波プローブ、 １２…送受信系、
１３…プリアンプ、 １４…パルサ、
１５…発振器、 １６…ディレーライン、
１７…加算器、 １８…検波器、
２４ａ，２４ｂ…ミキサ、 ２５…移相器、
２６ａ，２６ｂ…ローパスフィルタ、 ２７…ＣＦＭ処理系、
２８ａ，２８ｂ…Ａ／Ｄ変換手段、 ２９ａ，２９ｂ…ＭＴＩフィルタ、
３０…自己相関器、 ３１…平均速度演算部、
３２…分散計算部、 ３３…パワー計算部、
３４，３５…走査変換手段、 ３６…カラー情報変換手段、
３７…マルチプレクサ、 ３８…Ｄ／Ａ変換手段、
３９…表示手段、 ４０…スムージング部。
【産業上の利用分野】
本発明は、パルスドプラ法により血流を画像化（イメージング）する超音波ドプラ診断装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
従来の超音波ドプラ診断装置の基本的構成図を図８に示す。送受信系１２により、超音波プローブが駆動されると、超音波パルスが一定の繰り返し周波数（「レート周波数」と称される）で生体内に送信される。パルスドプラ法は、或る方位方向に超音波パルスの送受信を所定回数繰り返し、この繰り返しが終了後に次の方位方向に移って同様の動作を繰り返していくというものである。
【０００３】
生体内で反射してきた反射波は、超音波プローブ１１で受信される。この受信信号は、送受信系１２を介して受信指向性を与えられた後、検波器１８、ミキサ２４ａ、２４ｂに送られる。検波器１８に送られた受信信号は包絡線検波された後、走査変換手段３４、マルチプレクサ（ＭＰＸ）３７、Ｄ／Ａ変換手段３８を順に介して表示手段３９にＢモードとして表示される。一方、ミキサ２４ａ、２４ｂに送られた受信信号は、それぞれ９０度位相の異なる基準信号に掛け合わされて位相検波され、ローパスフィルタ２６ａ，２６ｂで高周波成分を除去される。これにより、血流成分及びクラッタ成分の混在したドプラ信号が得られる。このドプラ信号は、カラーフローマッピング（ＣＦＭ）処理系２７に送られ、Ａ／Ｄ変換２８ａ、２８ｂでディジタル信号に変換された後、ＭＴＩフィルタ２９ａ、２９ｂで様々な位置毎にクラッタ信号が除去される。これにより、移動目標物体（ここでは血球）のみのドプラ信号が得られる。
【０００４】
このＭＴＩフィルタ２９ａ、２９ｂから出力されるドプラ信号は、自己相関器３０に送られる。自己相関器３０は、ドプラ信号に基づいて以下の（１）式、（２）式にしたがってずらし幅ゼロの自己相関値Ｃ0 と、１サンプルずらしの自己相関値Ｃ1 を計算する。
【０００５】
【数１】
なお、*は複素共役を示し、ｎは同一方向に送受信される回数を示し、ｉは何回目かの送受信であるかを示し、Ｓi はｉ番目の送受信により得られた或るピクセルでのドプラ信号を意味する。また、ずらし幅ゼロの自己相関値とは同一信号どうしの複素共役乗算値の累積値であり、１サンプルずらしの自己相関値とはずらし幅ゼロの自己相関値に対し１回分送受信タイミングがずれている信号どうしの複素共役乗算値の累積値である。
【０００７】
これら自己相関値Ｃ0 ，Ｃ1 は、以下の（３）式、（４）式、（５）式にしたがって、各種演算部３１乃至３３でそれぞれ、平均ドプラシフト周波数ｆ、パワーＰ、分散σの各種血流情報に加工され、走査変換手段３５、カラー情報変換手段３６、マルチプレクサ３７、Ｄ／Ａ変換手段３８を順に介して表示手段３９に表示される。
【０００８】
【数２】
このようにパルスドプラ法は、ドプラ効果による偏移周波数が血流速度に応じたものであることを基本原理として、血流の様子を２次元的に表示するための技術であるが、ドプラ信号には血流成分の他に、生体内臓器からのクラッタ成分と、ノイズ成分とが含まれる。ドプラ信号からのクラッタ成分の除去はＭＴＩフィルタによりなされる。ノイズ成分の除去は、リジェクション処理により等価的に行われている。リジェクション処理とは、平均速度、分散、パワーの各種血流情報を表示する際、或る画素においてそのパワー値がしきい値より小さいとき、その画素の表示輝度をゼロ、つまり真黒に表示することでノイズ成分を実効的に除去するという処理である。
【００１０】
ノイズは、その位相値及び速度がランダムに変化するので、その分散は一般に大きな値となる。しかし、ノイズのパワー値は一般には血流のそれよりも小さくなるので、このパワー値に基づくリジェクション処理は、ある程度の効果が期待されると考えられる。
【００１１】
このようにパワー値に基づくリジェクション処理は、ある程度のノイズ／血流分離を可能とするが、細い血管や体表から離れた場所にある血管から反射されてくる血流のパワーは、一般に小さい。したがって、このようなパワー値の低い血流部分がノイズと共に画像化されないという問題があり、リジェクション処理以上のノイズ分離能が得られる方法が望まれている。
【００１２】
この問題を低減するものとしてパワードプラ方式と称される方法がある。この方法は、パワー値をフレーム間でスムージングして、時間的にパワー値の変動の大きいノイズを相殺的に抑制しようとするものである。しかし、従来の平均速度、分散、パワーの表示方法では、血流方向は平均速度の符号から得られ、乱流度は分散値によって得ることができたが、パワードプラ方式では血流成分のパワー値をフレーム間でスムージングし、その値を表示するため、血流方向及び乱流度を表示することができなかった。
【００１３】
【発明が解決しようとする課題】
本発明の第１の目的は、血流成分とノイズ成分との分離能を向上し得る超音波ドプラ診断装置を提供することである。第２の目的は、血流方向、血流の乱流度を表示できる超音波ドプラ診断装置を提供することである。
【００１４】
【課題を解決するための手段】
本発明の第１局面は、被検体に超音波を送波すると共に、前記被検体からのエコー信号を受波する送受波手段と、前記送受波手段を駆動する駆動手段と、前記エコー信号を位相検波してドプラ信号を得る位相検波手段と、前記ドプラ信号と、このドプラ信号と同一方向に送受信される１サンプルずれたドプラ信号との複素共役乗算値を複数回数累積した値を、１サンプルずらしの相関値として求める相関手段と、前記１サンプルずらしの相関値の絶対値を求める演算手段と、前記相関値の絶対値を表示する表示手段とを備えることを特徴とする超音波ドプラ診断装置である。
本発明の第２局面は、被検体に超音波を送波すると共に、前記被検体からのエコー信号を受波する送受波手段と、前記送受波手段を駆動する駆動手段と、前記エコー信号を位相検波してドプラ信号を得る位相検波手段と、同一のドプラ信号どうしの複素共役乗算値を複数回数累積した値をずらし幅ゼロのドプラ信号の相関値として求め、前記ドプラ信号とこのドプラ信号と同一方向に送受信される１サンプルずれたドプラ信号との複素共役乗算値を複数回数累積した値を１サンプルずらしの相関値として求める相関手段と、前記１サンプルずらしの相関値の絶対値を求める演算手段と、前記ずらし幅ゼロの相関値と前記絶対値とに基づいて分散値を求める計算手段と、前記ずらし幅ゼロの相関値と前記絶対値とのいずれかと、前記分散値とを表示する表示手段とを備えることを特徴とする超音波ドプラ診断装置である。
本発明の第３局面は、被検体に超音波を送波すると共に、前記被検体からのエコー信号を受波する送受波手段と、前記送受波手段を駆動する駆動手段と、前記エコー信号を位相検波してドプラ信号を得る位相検波手段と、同一のドプラ信号どうしの複素共役乗算値を複数回数累積した値をずらし幅ゼロのドプラ信号の相関値として求め、前記ドプラ信号とこのドプラ信号と同一方向に送受信される１サンプルずれたドプラ信号との複素共役乗算値を複数回数累積した値を１サンプルずらしの相関値として求める相関手段と、前記ずらし幅ゼロの相関値と前記１サンプルずらしの相関値各々をフレーム間でスムージングするスムージング手段と、前記スムージング手段によりスムージングされた前記１サンプルずらしの相関値の絶対値を求める演算手段と、前記ずらし幅ゼロの相関値と前記絶対値とから分散値を求める計算手段と、前記分散値のみ、又は前記分散値と共に前記ずらし幅ゼロの相関値と前記絶対値のいずれかを表示する表示手段とを備えることを特徴とする超音波ドプラ診断装置である。
【００１８】
【作用】
本発明の第１局面によれば、ドプラ信号とこのドプラ信号から１サンプルずれたドプラ信号との相関関係から、１サンプルずらしの相関値が求められ、この１サンプルずらしの相関値の絶対値が表示される。血流はその流れの方向が安定的であるので、その１サンプルずらしの相関値の絶対値は比較的大きい。一方、ノイズはその方向がランダムであるので、その１サンプルずらしの相関値の絶対値は比較的小さくなる。したがって、１サンプルずらしの相関値を例えばパワードプラ法を適用すれば、ノイズ分離能の向上が期待できる。
本発明の第２局面によれば、ずらし幅ゼロの相関値と絶対値とのいずれかと、分散値とを表示するので、ドプラ信号の強さと乱流度の両方を観察できる。
本発明の第３局面によれば、フレーム間でスムージングしたずらし幅ゼロの相関値と、フレーム間でスムージングした１サンプルずれた相関値より得られた絶対値とから、分散を求めるので、血流が拍動流であるのか、定常流であるのかを判別できる。
【００２２】
【実施例】
以下、図面を参照して、本発明による超音波ドプラ診断装置の一実施例を説明する。
（第１実施例）
本発明の第１実施例に係る超音波ドプラ診断装置の構成図を図１に示す。図２に図１のスムージング部の詳細な構成を示す。この超音波ドプラ診断装置は、パルスドプラ法が採用される。送受信系１２により、超音波プローブが駆動されると、基準周波数ｆ0 の超音波パルスが一定の繰り返し周波数（「レート周波数」と称される）ｆr で生体内に送信される。パルスドプラ法では、或る方位方向に超音波パルスの送受信を所定回数繰り返しながら順次、方位方向を変化させていくというものである。生体内で反射してきた反射波は、超音波プローブ１１で受信される。この受信信号は、送受信系１２を介してプリアンプ１３で増幅され、ディレーライン１６で遅延時間を与えられ、さらに加算器１７で加算される。加算器１７から出力される受信信号は、検波器１８に送られ、包絡線検波の後、走査変換手段３４、マルチプレクサ（ＭＰＸ）３７、Ｄ／Ａ変換手段３８を順に介して表示手段３９にＢモード画像としてビジュアルに表示される。
【００２３】
加算器１７の出力は、ミキサ（位相検波器）２４ａ、２４ｂにも送られる。発振器１５からの基準周波数ｆ0 の基準信号は、ミキサ２４ａに直接供給され、またミキサ２４ｂに９０°移相器２５を介して供給され、それぞれ加算器１７からの受信信号と掛け合わされる。これによりドプラ偏移周波数成分ｆd と、高周波成分２・ｆ0 ＋ｆd とが得られる。
【００２４】
高周波成分は、ローパスフィルタ２６ａ，２６ｂで濾過され、ドプラ偏移周波数成分ｆd だけを有するドプラ信号がカラーフローマッピング（ＣＦＭ）処理系２７に送られる。ＣＦＭ処理系２７に送られたドプラ信号は、Ａ／Ｄ変換２８ａ、２８ｂでディジタル信号に変換された後、ＭＴＩフィルタ２９ａ、２９ｂで様々な位置毎にクラッタ信号が除去され、移動目標物体（ここでは血球）によるドプラ偏移周波数成分ｆd だけのドプラ信号が得られる。
【００２５】
ＭＴＩフィルタ２９ａ、２９ｂからのドプラ信号は、自己相関器３０に送られる。自己相関器３０は、ＭＴＩフィルタ２９ａ、２９ｂからのドプラ信号に基づいて、上述した（２）式にしたがって、ずらし幅ゼロの信号と１サンプルずらしの信号の相関関係から１サンプルずらしの自己相関値Ｃ1 を計算する。
【００２６】
平均速度演算部３１、分散演算部３２、パワー演算部３３はそれぞれ、自己相関器３０の出力に基づいて平均速度、分散、パワーを計算する。これらは走査変換手段３５を介して適当に組み合わされ、最終的に表示手段３９に表示される。
【００２７】
また、自己相関器３０の出力、つまり１サンプルずらしの自己相関値Ｃ1 は、スムージング部４０に送られる。この１サンプルずらしの自己相関値Ｃ1 は、虚数部、実数部毎に空間的スムージング処理（同一フレーム内の隣接点のＣ1 とのスムージング）に供される。具体的には、１サンプルずらしの自己相関値Ｃ1 の虚数部、実数部はそれぞれ、距離方向スムージング部４１，４２で距離方向（深さ方向）に関してスムージング処理に供され、さらに方位方向スムージング部４３，４４で方位方向（超音波ビームの移動方向）に関してスムージング処理に供される。振幅計算部４６は、空間的スムージング処理に供された実数部と虚数部から、自己相関値Ｃ1 の絶対値｜Ｃ1 ｜を計算する。この自己相関値Ｃ1 の絶対値｜Ｃ1 ｜は、フレーム間スムージング部４７でフレーム間のスムージング処理（時間的スムージング処理）、つまり隣接フレームの同一点の｜Ｃ1 ｜とのスムージング処理に供される。
【００２８】
こうして空間的及び時間的にスムージング処理に供された自己相関値Ｃ1 の絶対値｜Ｃ1 ｜はその大きさに応じて、 Log（対数）変換部４９で輝度値が割り当てられ、アンジオ出力信号（血流信号）として、走査変換手段３５に出力される。そして、このアンジオ出力信号は走査変換手段３５からカラー情報変換手段３６、マルチプレクサ３７、Ｄ／Ａ変換手段３８を順に介して表示手段３９にノイズが低減された２次元の血流画像としてビジュアルに表示される。
【００２９】
次に本実施例の作用について説明する。
図３、図４は１サンプルずらしの自己相関値Ｃ1 の計算方法に関する説明図である。図３（ａ）は或る一定の方位方向に関する送受信によって得られた直交位相検波前の受信信号を示す。なお、同一方位方向に関する送受信の繰り返し回数をｎとする。１≦ｉ≦ｎとして、図中、ｓi （ｔ）は、ｉ回目の送受信で得られた受信信号を表している。この受信信号ｓi （ｔ）はミキサ２４ａ，２４ｂで直交位相検波に供され、さらにＡ／Ｄを受けた後の時刻ｔ0 におけるサンプル値を図３（ｂ）に示す。この複素数Ｓi は、時間関数でなく、ｉのみに依存する。ここで血流速度が観測時間内でそれほど変化しなければ、複素数Ｓi は、図３（ｂ）に示すように、ほぼ一定間隔で回転する。
【００３０】
図４（ａ）は、自己相関器３０における１サンプルずらしの自己相関値Ｃ1 の計算手順に関する説明図である。自己相関器３０は、ｉ回目の送受信での複素数Ｓi と、１サンプルずれた、ここでは１サンプル前のｉ−１回目の送受信での複素数Ｓi-1 の位相共役Ｓi-1 * とを複素乗算する。この複素乗算はｉ＝ｎまで繰り返され、得られた複素乗算結果ＡＣ1 〜ＡＣn を図４（ｂ）に示すように累積することにより、１サンプルずらしの自己相関値Ｃ1 が求められる。上述したように血流速度が観測時間内でそれほど変化しなければ、各サンプル間での位相差（φi −φi-1 ）も累積範囲内でほぼ一定となり、そのベクトルはｉによらずほど同一の方向を向く。したがって、累積後の１サンプルずらしの自己相関値Ｃ1 は、原点から十分離れた位置まで到達し、その絶対値｜Ｃ1 ｜も大きくなっていく。しかし、ノイズの場合、図５に示すように、ベクトルの方向がランダムであるので、ノイズの１サンプルずらしの自己相関値Ｃ1 の絶対値｜Ｃ1 ｜はあまり大きくなっていかない。要するに、血流成分の１サンプルずらしの自己相関値Ｃ1 の絶対値｜Ｃ1 ｜はｉの増加に応じて大きくなっていくが、ノイズの１サンプルずらしの自己相関値Ｃ1 の絶対値｜Ｃ1 ｜はｉに関わらずあまり大きくなっていかない。したがって、この１サンプルずらしの自己相関値Ｃ1 の絶対値｜Ｃ1 ｜を輝度変換して表示すると、血流成分がノイズ成分に対して相対的に強調され、結果的にノイズ成分が抑制される。ただし、血流も乱流性で、ベクトルＡＣの向きがランダムである場合、ノイズと同様に１サンプルずらしの自己相関値Ｃ1 の絶対値｜Ｃ1 ｜はあまり大きくなっていかないので、Ｃ0 の代わりにＣ1 を用いるメリットは少ない。
【００３１】
これに対し、ずらし幅ゼロの自己相関値Ｃ0 は、上述した（１）式から理解されるように、スカラー量であり、図５の１本１本のベクトルＡＣの振幅をスカラー的に累積していることに相当する。したがって、血流成分のＣ0 とノイズ成分のＣ0 とは共に、送受信繰り返し回数に応じて大きくなり、両者の差異は少なく、血流成分からノイズ成分を分離できない。
【００３２】
以上のように、１サンプルずらしの自己相関値Ｃ1 は、各サンプルの位相が、血流信号では流速に依存し、ノイズではランダムであることを利用しているが、ずらし幅ゼロの自己相関値Ｃ0 は各サンプルの振幅のみ用い、位相に関する情報は使っていない。このため、乱流性の少ない血流に対しては、１サンプルずらしの自己相関値Ｃ1 に基づく方法がずらし幅ゼロの自己相関値Ｃ0 に基づく方法よりノイズ分離能が良好である。
【００３３】
次に、１サンプルずらしの自己相関値Ｃ1 を空間サンプル間及びフレーム間でスムージングすることの効果について説明する。血流の速度、方向が空間的に近いところで似ているのであれば、Ｃ1 ベクトルはそれらの点で同じような方向を向き、且つ同じような大きさであるため、スムージング処理の前後で値の変動は少ない。しかし、ノイズによるＣ1 ベクトルは隣接サンプル間、及びフレーム間で独立であるため、スムージング処理によりその値は小さくなる。よって、１サンプルずらしの自己相関値Ｃ1 を空間サンプル間及びフレーム間でスムージングすることにより、ノイズ分離能はより向上する。
（第２実施例）
図６に本実施例のスムージング部の構成を示す。図６において図２と同じ部分には同符号を付している。また、スムージング部以外の他の構成は第１実施例の図１と同じである。スムージング部には、自己相関器３０で求められた１サンプルずらしの自己相関値Ｃ1 と、ずらし幅ゼロの自己相関値Ｃ0 が供給される。Ｃ1 の実数部は距離方向スムージング部４１と、方位方向スムージング部４３を介して振幅計算部４６に送られる。また、Ｃ1 の虚数部は距離方向スムージング部４２と、方位方向スムージング部４４を介して振幅計算部４６に送られる。なお、距離方向スムージング処理と、方位方向スムージング処理とに対して、空間的スムージング処理がそれらの上位概念として定義される。振幅計算部４６は、Ｃ1 の実数部、虚数部に基づいてＣ1 の絶対値｜Ｃ1 ｜を求める。
【００３４】
また、空間的スムージング処理を受けた１サンプルずらしの自己相関値Ｃ1 は、位相計算部５２に送られる。位相計算部５２は、両者間の位相差に基づいて血流方向（プローブに近付く方向とプローブから離れる方向）を符号（正と負）として求める。求められた符号は、フレーム間スムージング部５３、マルチプレクサ５８，５９に送られる。
【００３５】
ずらし幅ゼロの自己相関値Ｃ0 は、距離方向スムージング部５０と方位方向スムージング部５１とにより空間的にスムージングされ、マルチプレクサ５７，５９に出力される。
【００３６】
また、マルチプレクサ５７、６０には、表示パラメータをＣ1 とＣ0 のいずれにするかという選択コマンドＣ1 ／Ｃ0 が供給される。選択コマンドＣ1 ／Ｃ0 に応じて、振幅計算部４６からの自己相関値Ｃ1 の絶対値｜Ｃ1 ｜、又はずらし幅ゼロの自己相関値Ｃ0 が選択的にフレーム間スムージング部５３に供給される。
【００３７】
フレーム間スムージング部５３は、｜Ｃ1 ｜又はＣ0 に符号を付けて、フレーム間スムージング処理に供する。この処理結果は Log変換部５４を介して符号付きパワー値として出力される。
【００３８】
振幅計算部４６からの自己相関値Ｃ1 の絶対値｜Ｃ1 ｜は、マルチプレクサ５８に送られる。マルチプレクサ５８は、超音波プローブ１１に向かう方向（順方向）と、超音波プローブ１１から遠ざかる方向（逆方向）との両方向の血流を表示するための第１の動作モードと、いずれかの方向の血流を選択的に表示する第２の動作モードとを有し、第１の動作モードでは絶対値｜Ｃ1 ｜をフレーム間スムージング部４７にそのまま通過させ、第２の動作モードでは位相計算部５２からの符号が正（又は負）の絶対値｜Ｃ1 ｜をフレーム間スムージング部４７にそのまま通過させ、位相計算部５２からの符号が負（又は正）の絶対値｜Ｃ1 ｜をゼロ値に変換してフレーム間スムージング部４７に送り込む。フレーム間スムージング部４７は、送り込まれた絶対値｜Ｃ1 ｜をフレーム間スムージング処理（時間的スムージング処理）に供する。
【００３９】
同様に、方位方向スムージング部５１からのずらし幅ゼロの自己相関値Ｃ0 は、マルチプレクサ５９に送られる。マルチプレクサ５９は超音波プローブ１１に向かう方向（順方向）と、超音波プローブ１１から遠ざかる方向（逆方向）との両方向の血流を表示するための第１の動作モードと、いずれかの方向の血流を選択的に表示する第２の動作モードとを有し、第１の動作モードではＣ0 をフレーム間スムージング部４７にそのまま通過させ、第２の動作モードでは位相計算部５２からの符号が正（又は負）のＣ0 をフレーム間スムージング部５５にそのまま通過させ、位相計算部５２からの符号が負（又は正）のＣ0 をゼロ値に変換してフレーム間スムージング部５５に送り込む。フレーム間スムージング部５５は、送り込まれたＣ0 をフレーム間スムージング処理（時間的スムージング処理）に供する。
【００４０】
分散計算部５６は、（５）式にしたがってスムージングされた｜Ｃ1 ｜とＣ0 とから分散を求め、求めた分散値を出力する。
マルチプレクサ６０は、マルチプレクサ５７と同様に、表示パラメータとして選択されたフレーム間スムージング部４７からの｜Ｃ1 ｜又はフレーム間スムージング部５５からのＣ0 を選択的にLog 変換部４９に供給する。Log 変換部４９は、｜Ｃ1 ｜又はＣ0 を輝度変換して、符号無しのパワー値として出力する。
【００４１】
本実施例では表示パラメータを選択することで、｜Ｃ1 ｜とＣ0 のいずれの値でも表示できるようになる。
また｜Ｃ1 ｜及びＣ0 から求められた分散値をそれのみ表示するようにしてもよいし、符号無しパワー値と分散値とを表示するようにしてもよい。例えば、｜Ｃ1 ｜又はＣ0 を輝度パラメータとして用い、分散値に応じて色調を変えるようにすれば、輝度で表現されるドプラ信号の強さと、乱流度の両方を同時に観察できる。
【００４２】
ある程度の時定数をもってフレーム間スムージング処理に供された｜Ｃ1 ｜又はＣ0 から分散を求めるため、ある一定時間内の平均的な乱流度を評価できる。
そのため、一般的には安定していない分散値が、かなり安定して検出できるようになり、微小な乱流の検出や乱流度の定量評価等に有効である。
【００４３】
また、本実施例では、血流方向を区別してパワー値を表示できる。つまり、Log 変換部４９からの符号無しパワー値（｜Ｃ1 ｜又はＣ0 ）を輝度パラメータとして用い、Log 変換部５４からの符号付きパワー値（｜Ｃ1 ｜又はＣ0 ）の符号に応じて式調を変える。例えば、符号付きパワー値（｜Ｃ1 ｜又はＣ0 ）の符号が正であれば赤系の色で表示し、負ならば、青系の色で表示する。
【００４４】
この処理の作用を考える際には、血流方向が順逆（正負）入り乱れている場合を考える必要がある。マルチプレクサ５８，５９が第１の動作モードのときに、フレーム間スムージング部４７で単にパワー値（｜Ｃ1 ｜又はＣ0 ）をフレーム間スムージングした結果には、順方向の血流のパワー値と逆方向の血流のパワー値とがそれらの区別なく混合されている。したがって、この結果に符号を付ける場合、いずれの方向成分が支配的であるかに応じる必要がある。この支配的な方向成分は、フレーム間スムージング部５３で符号付きでパワー値（｜Ｃ1 ｜又はＣ0 ）をフレーム間スムージングした結果の符号で与えられる。したがって、血流方向を区別してパワー値を表示することが可能になる。
【００４５】
マルチプレクサ５８，５９が第２の動作モードで動作するとき、Log 変換部４９からのパワー値出力に基づいて、選択されたいずれか一方向の血流のみ選択的に表示することができる。この方法には、次のような有利性もある。一般的に血流は一定方向の流れを持ち、これにより符号は比較的固定的であるが、ノイズの符号はランダムである。したがって、ノイズのパワー値は血流のパワー値に比べて、小さくなる傾向にあり、ノイズ分離が達成される。
（第３実施例）
図７は第３実施例によるスムージング部の構成図であり、図２と同じ部分には同符号を付して説明は省略する。第１実施例では、振幅計算部４６でＣ1 の振幅計算を行った後に、フレーム間スムージング部４７でフレーム間スムージング処理を行っていた。これに対し、本実施例では、フレーム間スムージング部４７ａ，４７ｂでフレーム間スムージング処理を行った後に、振幅計算部４６でＣ1 の振幅計算を行う。つまりフレーム間スムージング処理を１サンプルずらしの自己相関値Ｃ1 の絶対値｜Ｃ1 ｜に対してでなく、１サンプルずらしの自己相関値Ｃ1 に対して実施する。これに応じてスムージング部の構成は、振幅計算部４６の前段にフレーム間スムージング部４７ａ，４７ｂが配置される。振幅計算部４６で求められた振幅、つまりＣ1 をフレーム間スムージング処理に供した後の絶対値｜Ｃ1 ｜は、分散計算部５６に送られる。
【００４６】
また、本実施例では、ずらし幅ゼロの自己相関値Ｃ0 に対する距離方向スムージング部５０、方位方向スムージング部５１、フレーム間スムージング部５５が設けられる。これらスムージング部５０，５１，５５でスムージングされたＣ0 は、分散計算部５６に送られる。
【００４７】
分散計算部５６は、（５）式にしたがって、｜Ｃ1 ｜とＣ0 とから分散を求める。
このような構成によれば、血流が拍動流なのか又は定常流なのかを識別可能となる。拍動流の場合、流速がフレーム間で大きく変動するため、Ｃ1 をフレーム間スムージング処理に供すると、その振幅は小さくなり、絶対値｜Ｃ1 ｜は定常流の場合より小さくなる。一方、Ｃ0 は、速度の変化には影響されないので、拍動流、定常流に関わらず、変化しない。したがって、動脈等の拍動流であれば、その分散値が高くなり、静脈等の定常流であれば、その分散値が低くなる。したがって、拍動流と定常流の識別が可能となる。
本発明は上述した実施例に限定されず、種々変形して実施可能である。
【００４８】
【発明の効果】
本発明の第１局面によれば、ドプラ信号とこのドプラ信号から１サンプルずれたドプラ信号との相関関係から、１サンプルずらしの相関値が求められ、この１サンプルずらしの相関値の絶対値が表示される。血流はその流れの方向が安定的であるので、その１サンプルずらしの相関値の絶対値は比較的大きい。一方、ノイズはその方向がランダムであるので、その１サンプルずらしの相関値の絶対値は比較的小さくなる。したがって、１サンプルずらしの相関値を例えばパワードプラ法を適用すれば、ノイズ分離能の向上が期待できる。
本発明の第２局面によれば、ずらし幅ゼロの相関値と絶対値とのいずれかと、分散値とを表示するので、ドプラ信号の強さと乱流度の両方を観察できる。
本発明の第３局面によれば、フレーム間でスムージングしたずらし幅ゼロの相関値と、フレーム間でスムージングした１サンプルずれた相関値より得られた絶対値とから、分散を求めるので、血流が拍動流であるのか、定常流であるのかを判別できる。
【図面の簡単な説明】
【図１】第１実施例に係る超音波ドプラ診断装置の構成図。
【図２】図１のスムージング部のブロック図。
【図３】自己相関値Ｃ1 の計算手順の前半の説明図。
【図４】自己相関値Ｃ1 の計算手順の後半の説明図。
【図５】自己相関値Ｃ1 によるノイズ弁別能の説明図。
【図６】第２実施例のスムージング部のブロック図。
【図７】第３実施例のスムージング部のブロック図。
【図８】従来の超音波ドプラ診断装置の構成図。
【符号の説明】
１１…超音波プローブ、 １２…送受信系、
１３…プリアンプ、 １４…パルサ、
１５…発振器、 １６…ディレーライン、
１７…加算器、 １８…検波器、
２４ａ，２４ｂ…ミキサ、 ２５…移相器、
２６ａ，２６ｂ…ローパスフィルタ、 ２７…ＣＦＭ処理系、
２８ａ，２８ｂ…Ａ／Ｄ変換手段、 ２９ａ，２９ｂ…ＭＴＩフィルタ、
３０…自己相関器、 ３１…平均速度演算部、
３２…分散計算部、 ３３…パワー計算部、
３４，３５…走査変換手段、 ３６…カラー情報変換手段、
３７…マルチプレクサ、 ３８…Ｄ／Ａ変換手段、
３９…表示手段、 ４０…スムージング部。
Claims (12)
- 被検体に超音波を送波すると共に、前記被検体からのエコー信号を受波する送受波手段と、
前記送受波手段を駆動する駆動手段と、
前記エコー信号を位相検波してドプラ信号を得る位相検波手段と、
前記ドプラ信号と、このドプラ信号と同一方向に送受信される１サンプルずれたドプラ信号との複素共役乗算値を複数回数累積した値を、１サンプルずらしの相関値として求める相関手段と、
前記１サンプルずらしの相関値の絶対値を求める演算手段と、
前記相関値の絶対値を表示する表示手段とを備えることを特徴とする超音波ドプラ診断装置。 - 前記表示手段は、前記絶対値の大きさに基づいて輝度又は表示色を割り当てて表示するものであることを特徴とする請求項１記載の超音波ドプラ診断装置。
- 前記相関値と前記絶対値のうち少なくとも一方を、空間サンプル間とフレーム間のうち少なくとも一方についてスムージングするスムージング手段をさらに備えることを特徴とする請求項１又は請求項２記載の超音波ドプラ診断装置。
- 前記相関手段は、前記相関値と共に、同一のドプラ信号どうしの複素共役乗算値を複数回数累積した値をずらし幅ゼロのドプラ信号の相関値として求めることを特徴とする請求項１乃至請求項３のいずれか一項記載の超音波ドプラ診断装置。
- 前記スムージング手段は前記相関値、前記絶対値及び前記ずらし幅ゼロの相関値のいずれかを、空間サンプル間とフレーム間のうち少なくとも一方についてスムージングすることを特徴とする請求項３記載の超音波ドプラ診断装置。
- 被検体に超音波を送波すると共に、前記被検体からのエコー信号を受波する送受波手段と、
前記送受波手段を駆動する駆動手段と、
前記エコー信号を位相検波してドプラ信号を得る位相検波手段と、
同一のドプラ信号どうしの複素共役乗算値を複数回数累積した値をずらし幅ゼロのドプラ信号の相関値として求め、前記ドプラ信号とこのドプラ信号と同一方向に送受信される１サンプルずれたドプラ信号との複素共役乗算値を複数回数累積した値を１サンプルずらしの相関値として求める相関手段と、
前記１サンプルずらしの相関値の絶対値を求める演算手段と、
前記ずらし幅ゼロの相関値と前記絶対値とに基づいて分散値を求める計算手段と、
前記ずらし幅ゼロの相関値と前記絶対値とのいずれかと、前記分散値とを表示する表示手段とを備えることを特徴とする超音波ドプラ診断装置。 - 前記スムージング手段によりスムージングされた前記絶対値と前記ずらし幅ゼロの相関値とに基づいて分散値を計算する計算手段をさらに備えることを特徴とする請求項５記載の超音波ドプラ診断装置。
- 前記表示手段は前記スムージング手段によりスムージングされた前記絶対値と前記ずらし幅ゼロの相関値とのいずれかと、前記分散値とに、輝度及び表示色を割り当てることにより、スムージングされた前記絶対値と前記ずらし幅ゼロの相関値とのいずれかと前記分散値とを同時に表示することを特徴とする請求項７記載の超音波ドプラ診断装置。
- 前記スムージング手段は前記絶対値及び前記ずらし幅ゼロの相関値に平均速度の符号を付してスムージングすることを特徴とする請求項３、請求項５、請求項７、請求項８のいずれか一項記載の超音波ドプラ診断装置。
- 前記表示手段は前記平均速度の符号を付してスムージングされた前記絶対値及び前記ずらし幅ゼロの相関値の符号と、符号なしでスムージングされた前記絶対値又は前記ずらし幅ゼロの相関値とから表示色を変えることを特徴とする請求項９記載の超音波ドプラ診断装置。
- 被検体に超音波を送波すると共に、前記被検体からのエコー信号を受波する送受波手段と、
前記送受波手段を駆動する駆動手段と、
前記エコー信号を位相検波してドプラ信号を得る位相検波手段と、
同一のドプラ信号どうしの複素共役乗算値を複数回数累積した値をずらし幅ゼロのドプラ信号の相関値として求め、前記ドプラ信号とこのドプラ信号と同一方向に送受信される１サンプルずれたドプラ信号との複素共役乗算値を複数回数累積した値を１サンプルずらしの相関値として求める相関手段と、
前記ずらし幅ゼロの相関値と前記１サンプルずらしの相関値各々をフレーム間でスムージングするスムージング手段と、
前記スムージング手段によりスムージングされた前記１サンプルずらしの相関値の絶対値を求める演算手段と、
前記ずらし幅ゼロの相関値と前記絶対値とから分散値を求める計算手段と、
前記分散値のみ、又は前記分散値と共に前記ずらし幅ゼロの相関値と前記絶対値のいずれかを表示する表示手段とを備えることを特徴とする超音波ドプラ診断装置。 - 前記位相検波手段は前記エコー信号を位相検波してドプラ信号を得ると共に、得られたドプラ信号のクラッタ成分を除去することを特徴とする請求項１、請求項６、請求項１１のいずれか一項記載の超音波ドプラ診断装置。
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