JP4583118B2

JP4583118B2 - 超音波診断装置および超音波診断装置の制御方法

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Publication number: JP4583118B2
Application number: JP2004264197A
Authority: JP
Inventors: 武史佐藤
Original assignee: Toshiba Corp; Toshiba Medical Systems Corp
Current assignee: Toshiba Corp; Canon Medical Systems Corp
Priority date: 2004-09-10
Filing date: 2004-09-10
Publication date: 2010-11-17
Anticipated expiration: 2024-09-10
Also published as: JP2006075426A

Description

本発明は、被検体に超音波信号を送信し、反射波を受信して解析することにより被検体内の情報を得る超音波診断装置および超音波診断装置の制御方法に係り、特に、送受した超音波から被検体の２次元断層像を生成するとともに血流からのドプラ信号の周波数解析を行なうことにより被検体の血流情報を得る超音波診断装置および超音波診断装置の制御方法に関する。

超音波診断装置は、超音波プローブに内蔵された圧電振動子から被検体内に超音波パルスを照射し、被検体内で生じた反射波を圧電振動子で受信して各種処理を行なうことにより被検体内の断層画像や血流情報等の生体情報を得る装置である。超音波診断装置では、超音波断層法による診断と、超音波ドプラ法による診断とを行なうことができる。

超音波断層法による診断は、超音波ビームで被検体内の断面を走査し、反射波信号の振幅を輝度に変換することにより、被検体の２次元断層像を得るものである。超音波断層法により得られた２次元断層像はＢモード像と呼ばれる。

また、超音波ドプラ法による診断は、超音波のドプラ効果を利用して被検体内の血流や組織の速度を計測したり、血流をカラーで２次元表示させたりする手法である。超音波ドプラ法のうち、特に血流速度を検出し、血流をカラーで表示させる方法はカラードプラ法と呼ばれ、カラードプラ法により得られた２次元血流断層像はカラードプラ像あるいはＣｂモード像と呼ばれる。

さらに、超音波断層法により得られたＢモード像にカラードプラ法により得られたＣｂモード像を重ねて表示させる手法は、カラードプラ断層法と呼ばれる。

このようなカラードプラ断層法を利用してパルスドプラで被検体内のある１点（正確にはある狭い領域）からの血流ドプラ信号を得て周波数解析が行われるが、この際、Ｂモード像あるいはＣｂモード像を観察しながらパルスドプラの位置（レンジゲートと呼ぶ）を調節することで、所望の位置の血流ドプラ信号を素早く観察することが可能になる。

また、血流ドプラ信号は、各周波数（速度）成分の大きさを輝度として、その時間変化がスペクトグラムとして表示される。このように表示されるスペクトラムは、横軸を時間、縦軸を輝度表示された速度とする血流速度波形となり、Ｄモード像と呼ばれる。さらに、Ｄモード像の表示と並行して、あるいはＤモード像の代わりに、血流ドプラ信号の周波数成分に応じた周波数の音声信号を生成し、血流の速度情報を音声としてオーディオ出力する場合もある。

そして、Ｂモード像あるいはＣｂモード像とＤモード像とをリアルタイムに同時に表示するための各種技術が考案されている。

図１３は、従来の超音波診断装置により、Ｂモード像あるいはＣｂモード像とＤモード像とを同時に表示するために行なわれるスキャンの順序を示す図である。

Ｂモード像を生成するためのＢスキャンをＢ、Ｃｂモード像を生成するためのＣｂスキャンをＣｂ、Ｄモード像を生成するためのＤスキャンをＤで表すと、図１３（ａ）に示すようにＤスキャンとＢスキャンあるいはＤスキャンとＣｂスキャンとを交互に行なう技術がある。

各スキャンＢ、Ｃｂ、Ｄを交互に行なう方法では、図１３（ｂ）に示すように、Ｄスキャンのみを行った場合に比べて検出可能な最高流速が低下するという欠点がある。

すなわち、Ｄモード像やＣｂモード像を得るために、血流ドプラ信号は、離散的にサンプリングされることとなるが、血流ドプラ信号にサンプリング周波数の１／２で定義されるナイキスト周波数以上の周波数成分が存在すると、データに折り返し（エイリアジング）が生じることが知られている。そして、超音波ドプラ法で折り返しなしに測定できる血流の最高流速ｖ_ｍａｘは式（１）で与えられる。
［数１］
ｖ_ｍａｘ＝ｃ／（４ｆ_０Ｔ）・・・（１）
但し、ｃは音速、ｆ_０は血流ドプラ信号の受信中心周波数、Ｔは超音波パルスの送信周期である。

式（１）は、超音波パルスの送信周期Ｔが大きくなると、折り返しなく測定できる血流の最高流速ｖ_ｍａｘが低下することを表している。従って、図１３（ａ）に示すような各スキャンＢ、Ｃｂ、Ｄを交互に行なう方法では、図１３（ｂ）に示すようにＤスキャンのみを行った場合に比べてＤスキャンの送信周期Ｔが大きくなるため、検出可能な最高流速ｖ_ｍａｘが低下し、ナイキスト周波数以上の周波数成分を有する高速な血流ドプラ信号は、折り返って表示されてしまうこととなる。

各スキャンＢ、Ｃｂ、Ｄを交互に行なう方法では、ＢスキャンやＣｂスキャンの視野深度を変更した場合に、Ｄスキャンの送信周期Ｔも変わってしまうため、最高流速ｖ_ｍａｘが変化してしまうという問題がある。さらに、Ｄスキャン前における超音波パルスの送信位置が変化するので、Ｄスキャン前の超音波パルスの送信に伴って生じる残留エコーの影響が毎回変化し、残留エコーが血流ドプラ信号と誤って表示される恐れがあるという問題がある。

そこで、Ｂモード像あるいはＣｂモード像とＤモード像とを同時に表示する別の技術として、図１３（ｃ）に示すように、ＤスキャンのみのブロックとＢスキャンおよびＣｂスキャンのブロックに分けてスキャンする方法が考案されている。

図１３（ｃ）に示すように、ブロックに分けてスキャンする方法では、Ｂスキャンの視野深度を変えた場合に最高流速ｖ_ｍａｘが変化するという問題や残留エコーによる影響の問題が発生しない。しかし、２つのＤスキャンのブロックの間が互いに開いてしまうので、その間のＤモード像が表示できないという問題がある。

図１３（ｃ）には、Ｄスキャン、ＢスキャンおよびＣｂスキャンの数を簡略化のため実際よりも少なく記述したが、実際にはＤスキャンの数は２５６回程度、Ｂスキャンの数は６４回程度、Ｃｂスキャンの数は２３回×８＝２５６回程度である。従ってＢスキャンおよびＣｂスキャンの回数は合計で３２０回程度となり、ＢスキャンおよびＣｂスキャンを行っている間におけるＤモード像用の血流ドプラ信号の欠落（これを以下、ギャップと呼ぶ）が問題となる。

そこで、Ｄスキャンのギャップ部分における血流ドプラ信号であるＩＱデータの各種推定技術が考案される（例えば特許文献１、特許文献２および特許文献３参照）。このＤスキャンのギャップ部分におけるＩＱデータの各種推定技術はＭＳＥ（ＭｉｓｓｉｎｇＳｉｇｎａｌＥｓｔｉｍａｔｏｒ）と呼ばれる。

例えば、Ｄスキャンのギャップ部分前後におけるＤスキャンにより得られたＩＱデータからＡＲモデルと呼ばれるモデルにより定義されたＡＲパラメータを推定し、ギャップ部分についてはＡＲパラメータから推定されるＩＱデータを内挿する手法が考案されている（例えば特許文献４参照）。
米国特許第４，５５９，９５２号明細書特公平６−１３０２８号公報特開平８−２２９０３５号公報米国特許第５，６４２，７３２号明細書

従来のＡＲモデルを用いたＤスキャンのギャップ部分におけるＩＱデータの推定方法では、より正確なＩＱデータの推定結果を得ることが困難であるという問題がある。

図１４は、従来のＡＲモデルを用いたＤスキャンのギャップ部分におけるＩＱデータの推定方法の問題点を説明する図である。

図１４（ａ）（ｂ）において、横軸は時間を示し、縦軸はＩＱ信号の周波数で表される血流速度を示す。そして、図中の点線はＤモード像における血流信号の理想値を、実線はスキャンにより得られたＤモード像である血流信号を、一点鎖線はＡＲ法による血流信号号の推定値をそれぞれ示す。

Ｂモード像あるいはＣｂモード像とＤモード像とを同時に表示させるためにＤスキャンのみのブロックとＢスキャンおよびＣｂスキャンのブロックに分けてスキャンを実行すると、例えば図１４（ａ）のように、Ｄスキャンのギャップ部分（ギャップ１、ギャップ２、ギャップ３、・・・）におけるＩＱデータが欠落した状態でＩＱデータが得られる。

そして、図１４（ｂ）に示すようにＩＱデータのギャップ部分前後におけるＩＱデータからＡＲモデルにより、欠落した部分のＩＱデータが推定される。

しかし、図１４（ｂ）の一点鎖線に示すように、ギャップ１およびギャップ３のようにＩＱデータの周波数が時間的に単調に増加あるいは減少する場合には比較的正しい推定結果が得られるものの、ギャップ２のようにギャップ中に周波数が増減し、極大値や極小値が存在するような場合には、より正確な推定結果を得ることが困難である。

本発明はかかる従来の事情に対処するためになされたものであり、超音波断層法と超音波ドプラ法とを併用した超音波診断において、ＤスキャンのみのブロックとＢスキャンおよびＣｂスキャンのブロックに分けてスキャンを実行する場合に、Ｄスキャンが行なわれないギャップ部分における血流ドプラ信号の周波数を、より精度よく推定することが可能な超音波診断装置および超音波診断装置の制御方法を提供することを目的とする。

また、本発明の別の目的は、超音波断層法と超音波ドプラ法とを併用した超音波診断において、ＤスキャンのみのブロックとＢスキャンおよびＣｂスキャンのブロックに分けてスキャンを実行する場合に、Ｄスキャンが行なわれないギャップ部分における血流ドプラ信号の周波数が単調増加あるいは単調減少を示さないような場合であっても、ギャップ部分における血流ドプラ信号の周波数を、より精度よく推定することが可能な超音波診断装置および超音波診断装置の制御方法を提供することである。

本発明に係る超音波診断装置は、上述の目的を達成するために、請求項１に記載したように、被検体に超音波パルスを送信して生じた反射波を受信する超音波プローブと、前記超音波プローブに送信信号を与える送信回路と、前記超音波プローブから受信信号を受けてＩＱ信号を生成する受信回路と、前記被検体の血流ドプラ信号を取得して血流速度波形およびドプラオーディオ信号の少なくとも一方を得るための第１のパルスドプラスキャンのブロック並びに前記第１のパルスドプラスキャンのスキャン位置からの血流ドプラ信号を取得するための第２のパルスドプラスキャンを含む前記第１のパルスドプラスキャン以外の他のスキャンのブロックが実行されるように前記送信回路に制御信号を与えて制御する送信回路制御手段と、前記第１のパルスドプラスキャンおよび前記第２のパルスドプラスキャンの実行によって前記受信回路によりそれぞれ生成された前記ＩＱ信号から前記血流ドプラ信号を抽出する血流ドプラ信号抽出手段と、前記血流ドプラ信号抽出手段により抽出された前記血流ドプラ信号のうち前記第２のパルスドプラスキャンの実行によって得られた前記血流ドプラ信号を用いて血流情報を求める血流情報推定手段と、前記血流情報推定手段により求められた前記血流情報から前記第１のパルスドプラスキャンが行なわれないギャップ部における血流ドプラ信号の周波数を推定する周波数推定手段とを備えたことを特徴とするものである。

また、本発明に係る超音波診断装置は、上述の目的を達成するために、請求項２に記載したように、被検体に超音波パルスを送信して生じた反射波を受信する超音波プローブと、前記超音波プローブに送信信号を与える送信回路と、前記超音波プローブから受信信号を受けてＩＱ信号を生成する受信回路と、前記被検体の血流ドプラ信号を取得して血流速度波形およびドプラオーディオ信号の少なくとも一方を得るための第１のパルスドプラスキャンのブロック並びに前記超音波パルスの送信間隔が不等間隔であり、かつ前記第１のパルスドプラスキャンのスキャン位置からの血流ドプラ信号を取得するための第２のパルスドプラスキャンを含む前記第１のパルスドプラスキャン以外の他のスキャンのブロックが実行されるように前記送信回路に制御信号を与えて制御する送信回路制御手段と、前記第１のパルスドプラスキャンおよび前記第２のパルスドプラスキャンの実行によって前記受信回路によりそれぞれ生成された前記ＩＱ信号から前記血流ドプラ信号を抽出する血流ドプラ信号抽出手段と、前記血流ドプラ信号抽出手段により抽出された前記血流ドプラ信号のうち前記第２のパルスドプラスキャンの実行によって得られた前記血流ドプラ信号を用いて血流情報を求める血流情報推定手段と、前記血流情報推定手段により求められた前記血流情報から前記第１のパルスドプラスキャンが行なわれないギャップ部における血流ドプラ信号の周波数を推定する周波数推定手段とを備えたことを特徴とするものである。

また、本発明に係る超音波診断装置の制御方法は、上述の目的を達成するために、請求項５に記載したように、被検体の血流ドプラ信号を取得して血流速度波形およびドプラオーディオ信号の少なくとも一方を得るための第１のパルスドプラスキャンのブロック並びに前記第１のパルスドプラスキャンのスキャン位置からの血流ドプラ信号を取得するための第２のパルスドプラスキャンを含む前記第１のパルスドプラスキャン以外の他のスキャンのブロックが実行されるように送信回路に制御信号を与えるステップと、前記第１のパルスドプラスキャンおよび前記第２のパルスドプラスキャンの実行によって受信回路によりそれぞれ生成された前記ＩＱ信号を入力するステップと、入力した前記ＩＱ信号から前記血流ドプラ信号を抽出するステップと、抽出された前記血流ドプラ信号のうち前記第２のパルスドプラスキャンの実行によって得られた前記血流ドプラ信号を用いて血流情報を求めるステップと、求めた前記血流情報から前記第１のパルスドプラスキャンが行なわれないギャップ部における血流ドプラ信号の周波数を推定するステップとを有することを特徴とするものである。

また、本発明に係る超音波診断装置の制御方法は、上述の目的を達成するために、請求項６に記載したように、被検体の血流ドプラ信号を取得して血流速度波形およびドプラオーディオ信号の少なくとも一方を得るための第１のパルスドプラスキャンのブロック並びに超音波パルスの送信間隔が不等間隔であり、前記第１のパルスドプラスキャンのスキャン位置からの血流ドプラ信号を取得するための第２のパルスドプラスキャンを含む前記第１のパルスドプラスキャン以外の他のスキャンのブロックが実行されるように送信回路に制御信号を与えるステップと、前記第１のパルスドプラスキャンおよび前記第２のパルスドプラスキャンの実行によって受信回路によりそれぞれ生成された前記ＩＱ信号を入力するステップと、入力した前記ＩＱ信号から前記血流ドプラ信号を抽出するステップと、抽出された前記血流ドプラ信号のうち前記第２のパルスドプラスキャンの実行によって得られた前記血流ドプラ信号を用いて血流情報を求めるステップと、求めた前記血流情報から前記第１のパルスドプラスキャンが行なわれないギャップ部における血流ドプラ信号の周波数を推定するステップとを有することを特徴とするものである。

本発明に係る超音波診断装置および超音波診断装置の制御方法においては、超音波断層法と超音波ドプラ法とを併用した超音波診断において、ＤスキャンのみのブロックとＢスキャンおよびＣｂスキャンのブロックに分けてスキャンを実行する場合に、Ｄスキャンが行なわれないギャップ部分における血流ドプラ信号の周波数を、より精度よく推定することができる。

また、超音波断層法と超音波ドプラ法とを併用した超音波診断において、ＤスキャンのみのブロックとＢスキャンおよびＣｂスキャンのブロックに分けてスキャンを実行する場合に、Ｄスキャンが行なわれないギャップ部分における血流ドプラ信号の周波数が単調増加あるいは単調減少を示さないような場合であっても、ギャップ部分における血流ドプラ信号の周波数を、より精度よく推定することができる。

本発明に係る超音波診断装置および超音波診断装置の制御方法の実施の形態について添付図面を参照して説明する。

図１は本発明に係る超音波診断装置の第１の実施形態を示す構成図である。

超音波診断装置１０は、超音波プローブ１１、受信回路１２、送信回路１３および制御装置１４を備える。制御装置１４は、本発明に係る超音波診断装置の制御方法により、超音波診断装置１０を制御する機能を備え、送信データ作成系１５とデータ処理部１６とを有する。制御装置１４の全部あるいは一部は、特定の回路で構成する他、コンピュータに制御プログラムを読み込ませることにより構築することもできる。そして、受信回路１２は、送信データ作成系１５と接続される一方、送信回路１３はデータ処理部１６と接続される。また、超音波プローブ１１は、単一あるいは複数の圧電振動子を備え、受信回路１２および送信回路１３は超音波プローブ１１内の共通の圧電振動子と接続される。

送信データ作成系１５は、送信回路１３に制御信号を与えることにより、各種スキャンを実行させる機能を有する。具体的には、送信データ作成系１５には、Ｂモード像を得るためのＢスキャン、Ｃｂモード像を得るためのＣｂスキャン並びにＤモード像やドプラオーディオ信号を得るための第１のパルスドプラスキャンとしてのＤスキャンおよび第２のパルスドプラスキャンとしてのＡｃスキャンが、ＤスキャンのみのブロックとＤスキャン以外の他のスキャン（Ｂスキャン、ＣｂスキャンおよびＡｃスキャン）のブロックとに分けて実行されるように、制御信号を作成させる機能が備えられる。

尚、Ｄスキャン以外の他のスキャン中には、Ｂスキャン、ＣｂスキャンおよびＡｃスキャン以外のスキャンが含まれていてもよい。

ここで、Ａｃスキャンとは、Ｄモードによるスキャン位置における血流ドプラ信号を取得して自己相関法により血流の速度情報を測定するためのスキャンである。Ａｃスキャンは、Ｄスキャン以外の他のスキャンが行なわれるブロックにおいて、断続的あるいは離散的に行なわれる。

つまり、送信データ作成系１５は、超音波診断装置１０によりＢスキャン、Ｃｂスキャン、ＡｃスキャンおよびＤスキャンが、ＤスキャンのみのブロックとＢスキャン、ＣｂスキャンおよびＡｃスキャンのブロックとに分けて実行されるように、送信回路１３に制御信号を与えて制御する送信回路制御手段としての機能を有する。

送信回路１３は、送信データ作成系１５から制御信号として受けた基準レートパルスに適宜遅延時間を与えることにより送信信号として電気パルスを生成し、超音波プローブ１１内の圧電振動子内に印加する機能を有する。

超音波プローブ１１は、送信回路１３から受けた送信信号である電気パルスを圧電振動子により超音波パルスに変換して図示しない被検体内に送信する機能と、被検体内において生じた反射波を圧電振動子により受信して電気信号に変換し、受信信号として受信回路１２に与える機能とを有する。

すなわち、送信回路１３から受けた送信信号に従って、超音波プローブ１１から超音波パルスが被検体に送信され、Ｂスキャン、Ｃｂスキャン、ＡｃスキャンおよびＤスキャンのいずれかを実行することができる。そして、Ｂスキャン、Ｃｂスキャン、ＡｃスキャンおよびＤスキャンにおける受信信号である反射波信号や血流ドプラ信号を受信して受信回路１２に与えることができる。

受信回路１２は、超音波プローブ１１内の圧電振動子から受けた受信信号の整相加算処理や位相検波を行なうことにより受信信号をＩＱ信号に変換する機能と、ＩＱ信号に対してレンジゲート範囲内の加算処理を行ってデータ処理部１６に与える機能を有する。

データ処理部１６は、Ｂモード処理系１７、カラードプラ処理系１８、スペクトルドプラ処理系１９および表示系２０を備える。さらに、データ処理部１６には、出力手段としてのモニタ２１およびスピーカ２２が設けられ、表示系２０の出力側にモニタ２１が設けられる一方、スペクトルドプラ処理系１９の出力側に音声出力手段としてのスピーカ２２が設けられる。

Ｂモード処理系１７は、図示しない対数増幅器、包絡線検波器、およびＡ／Ｄ変換器を備えて構成される。Ｂモード処理系１７は、受信回路１２からＢスキャンの実行により得られたＩＱ信号を入力して、Ｂモード像データの生成処理を行なうことにより、被検体の２次元断層像をＢモード像として表示させるためのＢモード像データを生成する機能と、生成したＢモード像データを表示系２０に与える機能を有する。

カラードプラ処理系１８は、図示しないウォールフィルタ、自己相関器および演算器等の通常備えられる機器で構成される。カラードプラ処理系１８は、受信回路１２からＣｂスキャンの実行により得られた被検体の同一部位からの複数のＩＱ信号を入力して、カラードプラ像データの生成処理を行なうことにより血流をカラードプラ像（Ｃｂモード像）としてカラーで表示させるためのカラードプラ像データを生成する機能と、生成したカラードプラ像データを表示系２０に与える機能を有する。

スペクトルドプラ処理系１９は、受信回路１２からＤスキャンの実行により得られたＩＱ信号を入力して、Ｄモード像データの生成処理を行なうことにより、血流速度成分の大きさを輝度として、その時間変化をスペクトグラムとして表示するＤモード像を表示させるためのＤモード像データを生成する機能と、血流の速度情報を音声としてオーディオ出力するためのドプラオーディオ信号を生成する機能とを有する。

また、スペクトルドプラ処理系１９は、Ｄスキャンの実行により得られたＩＱ信号と、Ａｃスキャンの実行により得られたＩＱ信号とから、Ｄスキャンが行なわれないギャップ部分については、血流からのＩＱ信号を推定し、推定した血流の速度情報からＤモード像データおよびドプラオーディオ信号を生成する機能を有する。

そして、スペクトルドプラ処理系１９は、得られたＤモード像データを表示系２０与える一方、ドプラオーディオ信号をスピーカ２２に与えて血流の速度情報を音声出力させるように構成される。

表示系２０は、Ｂモード処理系１７から受けたＢモード像データ、カラードプラ処理系１８から受けたカラードプラ像データおよびスペクトルドプラ処理系１９から受けたＤモード像データをモニタ２１に与えて表示させる機能を有する。この際、必要に応じてＢモード像データ、カラードプラ像データおよびＤモード像データの全部あるいは一部が合成されてモニタ２１に与えられる。

次に、超音波診断装置１０のスペクトルドプラ処理系１９の詳細構成について説明する。

図２は、図１に示す超音波診断装置１０におけるスペクトルドプラ処理系１９の詳細機能ブロック図である。

スペクトルドプラ処理系１９は、等間隔データ処理系３０、不等間隔データ処理系３１、ギャップ部データ推定系３２およびオーディオ信号生成系３３を有する。不等間隔データ処理系３１およびオーディオ信号生成系３３はＭＵＸ（multiplexer）３４を介して受信回路１２の出力先とされ、ＭＵＸ３４により出力先を切り換えることができるように構成される。

等間隔データ処理系３０は、第１のウォールフィルタ（ＷａｌｌＦｉｌｔｅｒ）３５、第１のメモリ３６、高速フーリエ変換（ＦＦＴ：ＦａｓｔＦｏｕｒｉｅｒｔｒａｎｓｆｏｒｍ）部３７、ＬＯＧ部３８とを有する。

第１のウォールフィルタ３５は、受信回路１２からＭＵＸ３４を介してＤスキャンにより得られたＩＱ信号を入力し、ＩＱ信号から血流以外の動きの遅いクラッタ成分を除去して血流ドプラ信号を抽出する血流ドプラ信号抽出手段としての機能と、抽出した血流ドプラ信号を第１のメモリ３６に書き込む機能とを有する。第１のウォールフィルタ３５は、無限インパルス応答フィルタ（ＩＩＲ：ｉｎｆｉｎｉｔｅｉｍｐｕｌｓｅｒｅｓｐｏｎｓｅｆｉｌｔｅｒ）で構成することが望ましい。

ＦＦＴ部３７は、第１のメモリ３６から読み込んだ血流ドプラ信号のＦＦＴ演算を行なって血流ドプラ信号の周波数データを求める機能と、求めた血流ドプラ信号の周波数データをＬＯＧ部３８に与える機能とを有する。

ＬＯＧ部３８は、ＦＦＴ部３７から受けた血流ドプラ信号の周波数データに対数変換処理を施すことにより、パワースペクトルを求める機能と、求めたパワースペクトルをＤモード像データとして表示系２０に出力する機能とを有する。

また、不等間隔データ処理系３１は、第２のウォールフィルタ３９、血流情報推定部４０（Ｖ、Ｐ、Ｔ推定部）および第２のメモリ４１を備える。

第２のウォールフィルタ３９は、受信回路１２からＭＵＸ３４を介してＤスキャンにより得られた不等間隔のＩＱ信号およびＡｃスキャンにより得られた不等間隔のＩＱ信号を入力し、第１のウォールフィルタ３５と同様に、ＩＱ信号から血流以外の動きの遅いクラッタ成分を除去して血流ドプラ信号を抽出する血流ドプラ信号抽出手段としての機能と、抽出した血流ドプラ信号を血流情報推定部４０に与える機能とを有する。

血流情報推定部４０は、第２のウォールフィルタ３９から受けたＤスキャンおよびＡｃスキャンによる不等間隔の血流ドプラ信号に基づいて、血流の平均速度Ｖ、パワーＰ、分散Ｖを求める血流情報推定手段としての機能と、求めた平均速度Ｖ、パワーＰ、分散Ｖを第２のメモリ４１に書き込む機能とを有する。

ギャップ部データ推定系３２は、ＡＲパラメータ推定部４２、第３のメモリ４３、相関演算部４４、ＡＲパラメータ設定部４５、パラメータ内挿部４６、波形推定部４７を備える。そして、ギャップ部データ推定系３２には、Ｄスキャンのギャップ部におけるＤモード像を生成するための血流ドプラ信号を推定する機能が備えられる。

ここで、Ｄスキャンのギャップ部におけるＤモード像の血流速度波形の推定の際に用いられるＡＲモデルとＡＲパラメータの推定について説明する。ＡＲモデルとは、式（２）で表されるモデルのことである。

式（２）において、ｙ（ｎ）はＡＲモデルの出力、ｐはＡＲモデルの次数、ｘ（ｎ）は白色雑音源、ａ_ｋはＡＲパラメータである。このＡＲモデルによれば、ＡＲパラメータａ_ｋが分かれば過去の出力ｙ（ｎ−ｋ）から次の出力ｙ（ｎ）を予測することができる。このＡＲモデルにおけるＡＲパラメータａ_ｋを求めることをＡＲモデルのパラメータ推定と呼び、ＡＲパラメータａ_ｋは、過去の出力ｙ（ｎ−ｋ）からＢｕｒｇ法等の計算法により計算することができる。そして、得られたＡＲパラメータａ_ｋからＡＲモデルにより、Ｄスキャンのギャップ部におけるＤモード像用の血流ドプラ信号を推定することができる。

ＡＲパラメータ推定部４２は、定常的に第１のメモリ３６から過去の血流ドプラ信号を読み込んで、Ｂｕｒｇ法等の計算法により各時刻におけるＡＲパラメータａ_ｋを推定するＡＲパラメータ推定手段としての機能と、推定した各時刻におけるＡＲパラメータａ_ｋを第３のメモリ４３に書き込む機能とを有する。

相関演算部４４は、第２のメモリ４１を参照し、Ｄスキャンのギャップ中およびその近傍においてＡｃスキャンまたはＤスキャンにより得られた血流の平均速度Ｖ、パワーＰ、分散Ｔのデータ列と最も相関の高い過去の非ギャップ部の血流の平均速度Ｖ、パワーＰ、分散Ｔのデータ列を検索する機能と、相関の高いデータ列の算出に用いられた血流ドプラ信号の受信時刻を求めて時刻情報としてＡＲパラメータ設定部４５に与える相関演算手段としての機能とを有する。

ＡＲパラメータ設定部４５は、相関演算部４４から受けた時刻情報に基づいて、第３のメモリ４３から相関の高い時刻のＡＲパラメータを読み込んで、ギャップ中におけるＡｃスキャンの中央の時刻のＡＲパラメータとして設定するＡＲパラメータ設定手段としての機能と、設定したＡＲパラメータをパラメータ内挿部４６に与える機能とを有する。

パラメータ内挿部４６は、ＡＲパラメータ設定部４５から受けたＡｃスキャンの中央の時刻のＡＲパラメータから、Ａｃスキャンの中央の時刻以外の時刻におけるＡＲパラメータを内挿によって求める機能と、求めたギャップ部の各時刻におけるＡＲパラメータを波形推定部４７に与える機能とを有する。

波形推定部４７は、パラメータ内挿部４６から受けた各時刻のＡＲパラメータから式（２）で示されるＡＲモデルによってＩＱ信号（血流ドプラ信号）の波形を推定する波形推定手段としての機能と、推定して得られたＩＱ信号を第１のメモリ３６に書き込む機能とを有する。

そして、ギャップ部データ推定系３２の各機能とＦＦＴ部３７とによってＤスキャンのギャップ部における血流ドプラ信号の周波数を推定する周波数推定手段としての機能が超音波診断装置１０に備えられる。

また、オーディオ信号生成系３３は、順流逆流分離部４８、オーディオ信号生成部４９とを有する。順流逆流分離部４８は、第１のメモリ３６からＤモード用の血流ドプラ信号を読み込んで、血流ドプラ信号を順流のものと逆流のものとに分離して、オーディオ信号生成部４９に与える機能を有する。また、オーディオ信号生成部４９は、順流逆流分離部４８から受けた順流および逆流の血流ドプラ信号をそれぞれ識別可能にオーディオ信号に変換してスピーカ２２に与えることにより、血流速度情報および流れ方向を音声として出力させる機能を有する。

次に超音波診断装置１０の作用について説明する。

図３は、図１に示す超音波診断装置１０によりＢモード像あるいはＣｂモード像とともにＤモード像を生成して表示させる際における超音波診断装置１０の制御手順を示すフローチャートであり、図中Ｓに数字を付した符号はフローチャートの各ステップを示す。

まずステップＳ１において、送信データ作成系１５により、予めＢモード、Ｃｂモード、Ａｃモード、Ｄモードによるスキャンが実行されるように、送信回路１３の制御信号が作成される。そして、送信データ作成系１５により作成された制御信号は基準レートパルスとして送信回路１３に与えられる。

図４は、図１に示す超音波診断装置１０によるスキャンの実行順序を示す図である。

図４（ａ）に示すように、送信データ作成系１５は、ＤスキャンのみのブロックとＢスキャン、ＣｂスキャンおよびＡｃスキャンのブロックとに分けて実行されるように、送信回路１３の制御信号を発生させる。つまり、超音波診断装置１０によるスキャン方法は、Ｂスキャン、Ｃｂスキャン、ＡｃスキャンおよびＤスキャンが、ＤスキャンのみのブロックとＢスキャン、ＣｂスキャンおよびＡｃスキャンのブロックとに分けて実行する方法とされる。

すなわち、Ｄスキャン中は例えば２５６回のＤモード用の超音波パルスの送信が行われる。そして、Ｄスキャンの後に、ＢモードとＣｂモードによるスキャンが行われる。さらに、ＢモードとＣｂモードによるスキャン中にＤモードによるスキャン位置における血流の速度情報を自己相関法により測定するためのＡｃスキャンが含められる。

この結果、Ｂスキャン＋Ｃｂスキャン＋Ａｃスキャンという３つのモードによるスキャンを実行するためのスキャンブロックが形成される。そして、このＢスキャン＋Ｃｂスキャン＋Ａｃスキャンで構成されるスキャンブロック内の各スキャンが終了すると、再度Ｄモードによるスキャンが行われる。従ってＤモードによるスキャンに着目すれば、Ｂスキャン＋Ｃｂスキャン＋Ａｃスキャンで構成されるスキャンブロックのスキャン時間がギャップ時間となる。Ｂスキャン＋Ｃｂスキャン＋Ａｃスキャンで構成されるスキャンブロックでは、例えば３２３回に亘って超音波パルスの送信が行なわれる。

また、Ｂスキャン＋Ｃｂスキャン＋Ａｃスキャンで構成されるスキャンブロックは、図４（ｂ）に示すように、例えばＣｂスキャンのみのブロックとＢスキャンおよびＡｃスキャンのブロックとが交互に行なわれる構成とされる。Ｃｂスキャンのみのブロックでは、例えば５６回に亘る超音波パルスの送信が行なわれ、ＢスキャンおよびＡｃスキャンのブロックでは、例えば３３回に亘る超音波パルスの送信が行なわれる。

すなわち、図４（ａ）（ｂ）に示すような手順でスキャンが実行されるように、送信データ作成系１５により、送信回路１３の制御信号が作成されて基準レートパルスとして送信回路１３に与えられる。

このため、まずステップＳ２において、Ｄモード像を得るためのＤスキャンが連続して行なわれるように、送信データ作成系１５から制御信号が送信回路１３に与えられる。送信回路１３では、送信データ作成系１５から制御信号として受けた基準レートパルスに適宜遅延時間を与えることにより送信信号として電気パルスが生成され、超音波プローブ１１内の圧電振動子内に印加される。そして、超音波プローブ１１尚の圧電振動子は、送信回路１３から受けた送信信号である電気パルスを超音波パルスに変換して図示しない被検体内に送信する。

図５は、図４に示すＤスキャンのみのブロックを詳細に示した図である。

図５（ａ）に示すように、Ｄスキャンが実行され、所定の周期ＴＤで血流観測点を通る所定の方向にＮＤ回に亘って超音波パルスが送信される。図４および図５は、ＮＤ＝２５６の場合を示す。

さらに、超音波プローブ１１内の圧電振動子は、被検体内における超音波パルスの送信に伴って生じた反射波を受信して電気信号に変換し、受信信号として受信回路１２に与える。Ｄスキャンによって得られた受信信号は受信回路１２において整相加算処理や位相検波によりＩＱ信号に変換される。そして、得られたＩＱ信号に対してレンジゲート範囲内の加算処理が行われる。

次に、ステップＳ３において、ＤスキャンによるＩＱ信号は受信回路１２からデータ処理部１６のスペクトルドプラ処理系１９に入力される。そして、Ｄスキャンによって得られたデータ欠落のない連続したＩＱ信号は、スペクトルドプラ処理系１９のＭＵＸ３４により等間隔データ処理系３０に導かれる。等間隔データ処理系３０に導かれたＩＱ信号は、第１のウォールフィルタ３５において血流以外の動きの遅いクラッタ成分が抑圧されて、血流ドプラ信号として第１のメモリ３６に保存される。次に、血流ドプラ信号は、第１のメモリ３６からＦＦＴ部３７に与えられる。ＦＦＴ部３７ではＩＱ信号のＦＦＴ演算が行なわれＩＱ信号の周波数データが求められる。

さらに、ＦＦＴ演算によって得られたＩＱ信号の周波数データは、ＬＯＧ部３８に与えられる。ＬＯＧ部３８では、ＦＦＴ演算によって得られた周波数データの対数変換処理が行なわれ、パワースペクトルに変換される。得られたパワースペクトルは、ＬＯＧ部３８から表示系２０にＤモード像データとして出力される。

そして、表示系２０からモニタ２１にＤモード像データが与えられることにより、Ｄスキャンの非ギャップ部におけるＤモード像がモニタ２１に表示される。

尚、周波数データの時間変化表示を行うために、ＦＦＴ解析を行う点数は例えば６４データとして、窓関数（例えばハミング窓）をかけてデータ列を５０％オーバーラップして出力すると、７組の周波数データを３２ＴＤの間隔で得ることができる。

また、第１のメモリ３６に保存された血流ドプラ信号は、オーディオ信号生成系３３の順流逆流分離部４８にも与えられ、順流逆流分離部４８において血流ドプラ信号が順流のものと逆流のものとに分離される。さらに、順流逆流分離部４８から順流および逆流の血流ドプラ信号がオーディオ信号生成部４９に与えられ、オーディオ信号生成部４９において、血流ドプラ信号が順流のものであるか逆流のものであるかに応じて異なる周波数のオーディオ信号に変換され、スピーカ２２に与えられる。この結果、スピーカ２２からは、血流速度情報および流れ方向が音声として出力される。

さらに、第１のメモリ３６に保存された血流ドプラ信号は、定常的にＡＲパラメータ推定部４２に読み込まれる。そして、ＡＲパラメータ推定部４２では、Ｂｕｒｇ法等の計算法により定常的に過去の各時刻におけるＡＲモデルのＡＲパラメータａ_ｋが推定される。ＡＲパラメータ推定部４２において、推定された各時刻におけるＡＲパラメータａ_ｋは第３のメモリ４３に書き込まれて保存される。

一方、Ｄスキャンの実行時には、等間隔データ処理系３０におけるデータ処理と並行して不等間隔データ処理系３１においてもデータ処理が行なわれる。すなわち、図５（ｂ）に示すような超音波パルスの送信間隔で得られたＩＱ信号のデータ列が、ＭＵＸ３４により受信回路１２から不等間隔データ処理系３１に導かれる。

不等間隔データ処理系３１に導かれるＩＱ信号のデータ列の間隔は不等間隔であり、後述するＢスキャン＋Ｃｂスキャン＋Ａｃスキャンで構成されるスキャンブロック内でのＡｃスキャンで得られるＩＱ信号のデータ列の間隔と同じ間隔とされる。そして、不等間隔データ処理系３１において、Ｄスキャンにより得られた不等間隔のＩＱ信号には、後述するＡｃスキャンで得られるＩＱ信号と同様な処理が施される。

すなわち、第２のウォールフィルタ３９において血流以外のクラッタ成分のＩＱ信号が除去されて血流ドプラ信号が抽出される。さらに、血流ドプラ信号は血流情報推定部４０に与えられ、血流の平均速度Ｖ、パワーＰ、分散Ｔが求められる。そして、求められた血流の平均速度Ｖ、パワーＰ、分散Ｔは、第２のメモリ４１に書き込まれて保存される。

次に、Ｄスキャンが終了すると、ステップＳ４において、Ｂスキャン＋Ｃｂスキャン＋Ａｃスキャンで構成されるスキャンブロックによるスキャンが行なわれるように、送信データ作成系１５から制御信号が送信回路１３に与えられる。そうすると、送信回路１３から電気パルスが超音波プローブ１１内の圧電振動子内に印加され、超音波プローブ１１は、超音波パルスが被検体内に送信される。そして、超音波プローブ１１により反射波が受信されて受信信号として受信回路１２に与えられる。すなわち、ＣｂスキャンとＢスキャンおよびＡｃスキャンとが交互に実行されるが、例えば、始めにカラードプラ像を得るためのＣｂスキャンから実行される。

図６は、図４（ｂ）に示すＣｂスキャンのブロックを詳細に示した図である。

図６に示すように、Ｃｂスキャンでは、例えば、パケットサイズ、すなわち同一方向への超音波パルスの送信回数を７回、ダミー送信を１回とし、単一のＣｂスキャンのブロックにおいて同様に７方向に超音波パルスの送信が行われる。すなわち、各ラスタ（ｎ，ｎ＋１，・・・，ｎ＋７）の最初の送信は、前の送信の残留エコーの影響を除くための送信であり、受信信号を得るためには使用しないダミー送信である。

従って、単一のＣｂスキャンのブロックでは、ダミー送信１回と受信信号を得るための７回の送信が７つのラスタにおいて行なわれるため、合計（１ｄｕｍｍｙ＋７ｄａｔａ）×７ｒａｓｔｅｒ＝５６回の送信が行なわれることとなる。

尚、Ｃｂスキャンにおける超音波パルスの送信間隔ＴＣｂはＤスキャンにおける超音波パルスの送信間隔ＴＤとは独立に設定可能である。

さらに、例えば、従来から用いられる並列同時受信技術を併用し、受信回路１２で、１つの送信ビームから４つの受信ラスタを生成すると、１つのブロックで２８本分の受信ラスタが生成される。このため、Ｄスキャンのギャップ部分であるＢスキャン＋Ｃｂスキャン＋Ａｃスキャンで構成されるスキャンブロックに４つのＣｂスキャンのブロックがあれば、１１２本分の受信ラスタを生成することができる。そして、このようにして受信されたＣｂスキャンのＩＱ信号により、カラードプラ像の１フレームを構成することができる。

Ｃｂスキャンにより得られた受信信号は、受信回路１２においてＩＱ信号に変換される。さらに、Ｃｂスキャンに続いてＢスキャンおよびＡｃスキャンが実行される。

図７は、図４（ｂ）に示すＢスキャンおよびＡｃスキャンのブロックを詳細に示した図である。

図７に示すように、送信間隔が不等間隔となるようにＡｃスキャンが行なわれ、Ａｃスキャンの間にＢスキャンが連続的あるいは断続的に行なわれる。また、Ａｃスキャンの直前にＡｃスキャンが行なわれない場合には、Ａｃスキャンに先立ってダミー送信が行なわれる。Ａｃスキャンのダミー送信を行うのは、Ｃｂスキャンと同様に前の送信の残留エコーの影響を除くためである。

超音波パルスの送信回数は、例えば図７に示すように、単一のＡｃスキャンおよびＢスキャンのスキャンブロックにおいて、Ａｃスキャンの送信が８回、Ａｃスキャンのダミー送信が５回、Ｂスキャンの送信が２０回とされる。このため、単一のＡｃスキャンおよびＢスキャンのスキャンブロックでは、合計３３回に亘る送信が行なわれる。

Ａｃスキャンにおける超音波パルスの送信方向は、Ｄスキャンにおける超音波パルスの送信方向と同一とされる。さらに、送信パルスの波形もＤスキャンにおける送信とＡｃスキャンにおける送信とで同一にされる。

また、Ａｃスキャンの送信間隔は、不等間隔データ処理系３１に導かれるＤスキャンより得られたＩＱ信号のデータ列の間隔と同じ間隔である。さらに、Ａｃスキャンが連続して行なわれる部分のＡｃスキャンの送信間隔は、Ｄスキャンの送信間隔ＴＤと同一とされる。図７では、Ａｃスキャンが４回連続して行なわれており、４回のＡｃスキャンの送信間隔は、Ｄスキャンにおける送信間隔ＴＤと同一にされる。

図８は、図７に示すＢスキャンおよびＡｃスキャンのブロックにおける超音波パルスの送信間隔およびＡｃスキャンの送信時刻を時系列に並べた図である。

Ｂスキャンの送信間隔をＴＢとすると、図７で表現されるＢスキャンおよびＡｃスキャンのブロックにおける送信間隔は図８（ａ）のようになる。

尚、図８（ａ）において、ダミー送信ではなく実際に受信信号として使用される不等間隔のＡｃスキャンによりデータ列を（ＴＤ）で示す。

さらに図８（ａ）において、受信信号として使用される最初のＡｃスキャンの送信時刻を０として、送信間隔（ＴＤ）で示される各Ａｃスキャンの送信時刻を時系列に表現すると図８（ｂ）のようになる。従って、図８（ｂ）に示す送信時刻にＡｃスキャンの超音波パルスが送信されて、反射波が受信回路１２で受信される。

このようなＢスキャンおよびＡｃスキャンにおいて、例えば、従来から用いられる並列同時受信技術を併用し、受信回路１２で、１つの送信ビームから２つの受信ラスタを生成すると、１つのブロックで４０本分の受信ラスタが生成される。このため、Ｄスキャンのギャップ部分であるＢスキャン＋Ｃｂスキャン＋Ａｃスキャンで構成されるスキャンブロックに３つのＡｃスキャンおよびＢスキャンのスキャンブロックがあれば、１２０本分のＢモード用の受信ラスタを生成することができる。そして、このようにして受信されたＢスキャンのＩＱ信号により、Ｂモード像の１フレームを構成することができる。

ＡｃスキャンおよびＢスキャンにより得られた受信信号は、受信回路１２においてＩＱ信号に変換される。

次に、ステップＳ５において、ＣｂスキャンによるＩＱ信号が受信回路１２からデータ処理部１６のカラードプラ処理系１８に入力される。そして、Ｃｂスキャンによって得られたＩＱ信号は、カラードプラ処理系１８において、カラードプラ像データの生成処理に施される。すなわち、カラードプラ処理系１８では、同一部位からの複数のＩＱ信号に対して最小２乗フィッティングを行なうことにより血流以外のクラッタ成分のＩＱ信号が除去された後、血流からのＩＱ信号の位相差が自己相関処理によって求められる。そして、血流からのＩＱ信号の位相差から血流速度を検出することによりカラードプラ像データが生成される。

尚、カラードプラ処理系１８において、ＩＱ信号は、ＨＰＦ（High Pass Filter ）の特性を有するウォールフィルタを経由するため、各ラスタにおける最初のダミー送信により、同一のラスタにおけるＩＱ信号からは残留エコーの影響が除去される。

また、ＢスキャンによるＩＱ信号が受信回路１２からデータ処理部１６のＢモード処理系１７に入力される。そして、Ｂスキャンによって得られたＩＱ信号は、Ｂモード処理系１７において、Ｂモード像データの生成処理に施される。すなわち、Ｂモード処理系１７では、ＩＱ信号が対数増幅器で対数的に増幅され、増幅されたＩＱ信号の包絡線が包絡線検波器で検波される。さらに、ＩＱ信号の包絡線がＡ／Ｄ変換器でデジタル信号に変換されて被検体の２次元断層像を輝度表示させるためのＢモード像データが生成される。

このようにカラードプラ処理系１８において生成されたカラードプラ像データおよびＢモード処理系１７において生成されたＢモード像データは、それぞれ表示系２０に出力される。そして、表示系２０においてカラードプラ像データとＢモード像データとが合成されてモニタ２１に与えられる。このため、モニタ２１には、被検体の２次元断層像であるＢモード像に血流がカラーで重畳表示される。

さらに、ＡｃスキャンによるＩＱ信号が受信回路１２からデータ処理部１６のスペクトルドプラ処理系１９に入力される。ＡｃスキャンによるＩＱ信号の時系列データはスペクトルドプラ処理系１９において、ＭＵＸ３４によって不等間隔データ処理系３１に導かれる。

Ａｃスキャンによる不等間隔のＩＱ信号のデータ列は、不等間隔データ処理系３１の第２のウォールフィルタ３９に与えられ、ＩＱ信号から動きの遅い血流以外のクラッタ成分が抑圧される。

一般に組織からのＩＱ信号は動きが遅く、ＩＱ信号の振幅は血流内の赤血球から得られるドプラ信号の振幅に比べて４０ｄＢ程度大きい。このため、最小２乗法により近似したＩＱ信号は組織からのＩＱ信号とみなすことができる。そこで、第２のウォールフィルタ３９において、不等間隔のＩＱ信号のデータ列が最小２乗法によって低次の次数で近似される。そして、最小２乗法による近似前のＩＱ信号の原信号から近似により得られたＩＱ信号を減算することにより、血流からのＩＱ信号を抽出することができる。

血流からのＩＱ信号を抽出するために、図８（ｂ）に示す送信時刻において超音波パルスが送信されて得られた不等間隔のＩＱ信号のデータ列を２次多項式で近似する場合には、式（３）のように行列Ａを定義し、行列Ａから第２のウォールフィルタ３９で用いられるフィルタ求めることができる。

すなわち、最小２乗フィッティング前の原信号である第２のウォールフィルタ３９の入力信号ベクトルをＸ、最小２乗フィッティング後の信号ベクトルをＹとした場合、Ｙ＝ＡＸで示される多項式行列Ａに対して入力信号ベクトルＸを求める問題となる。この場合、行列Ａが正則であれば逆行列によって算出することができるが、２次多項式フィッティングの場合のように多項式行列Ａのランクが入力信号ベクトルＸの行数より小さい場合には入力信号ベクトルＸの最小２乗解Ｘ’を求めることになる。

即ち、Ｘ’＝ＢＹによって示される多項式行列Ｂによって最小２乗解Ｘ’を求めることができる。このとき、多項式行列ＢはＡ^Ｔを行列Ａの転置行列、Ａ^−１を行列Ａの逆行列とすると式（４）で示される。
［数４］
Ｂ＝（Ａ^ＴＡ）^−１Ａ^Ｔ・・・（４）

従って、第２のウォールフィルタ３９で用いられるフィルタ行列Ｗは、Ｉを単位行列とすると式（５）のように計算することができる。
［数５］
Ｗ＝Ｉ−ＡＢ＝Ｉ−Ａ（Ａ^ＴＡ）^−１Ａ^Ｔ・・・（５）

よって、第２のウォールフィルタ３９の出力信号である血流ドプラ信号をｕとすると、血流ドプラ信号ｕは、不等間隔のＩＱ信号のデータ列を信号ベクトルＹ＝［ｙ１，ｙ２，ｙ３，ｙ４，ｙ５，ｙ６，ｙ７，ｙ８］^Ｔとして式（６）で計算できる。
［数６］
ｕ＝Ｗｙ・・・（６）

このように、血流ドプラ信号を得るために、不等間隔のＩＱ信号のデータ列を用いれば、Ａｃスキャンが行われない間にＢスキャンを実行することができるのみならず、観測時間を長く取ることで、第２のウォールフィルタ３９のＨＰＦ動作において、カットオフ周波数をより低く、肩特性をより急峻にすることができる。

つまり、一般にフィルタはデータ長が長いほど、カットオフ周波数をより低く、肩特性をより急峻にすることが可能であるが、その理由は観測時間が長くなるからである。従って、観測時間を決定する最初のデータから最後のデータまでの時間が同じであれば、間のデータが抜けていても同等のカットオフ周波数および肩特性を得ることができる。

図９は、等間隔のＩＱ信号のデータ列に対してウォールフィルタを適用して最小２乗法による２次の多項式近似を行なった場合の周波数特性と不等間隔のＩＱ信号のデータ列にウォールフィルタを適用して最小２乗法による２次の多項式近似を行なった場合の周波数特性とを比較した図である。

図９において横軸は、等間隔に超音波パルスを送信した場合のナイキスト周波数によって規格化された規格化周波数であり、縦軸は信号強度（amplitude）を示す。また図９中の点線は、等間隔のＩＱ信号の２８データ列に対してウォールフィルタを適用して最小２乗法による２次の多項式近似を行なった場合の周波数特性を示し、実線は、不等間隔のＩＱ信号の８データ列にウォールフィルタを適用して最小２乗法による２次の多項式近似を行なった場合の周波数特性を示す。

また、不等間隔のＩＱ信号のデータ列を得るための観測時間は、等間隔の２８のデータ列を取得するための観測時間と同じであり、不等間隔のＩＱ信号のデータ列は、等間隔の２８データ列[０，１，・・・，２８]のうち［０，８，１２，１３，１４，１５，１９，２７］のデータに相当する８データで構成されたデータ列である。

図９によれば、等間隔のＩＱ信号のデータ列に対して多項式近似を行なった場合と、不等間隔のＩＱ信号のデータ列に対して多項式近似を行なった場合とで、カットオフ周波数および肩特性はおおよそ一致していることが分かる。

尚、不等間隔のＩＱ信号のデータ列［０，８，１２，１３，１４，１５，１９，２７］は、図８に示す送信間隔のデータ列において、ＴＢ＝ＴＤ＝１とした場合に相当する。

さらに、図９によれば、不等間隔のＩＱ信号のデータ列を得る際のナイキスト周波数は不等間隔のＩＱ信号のデータ列を得る際のナイキスト周波数と等しいことが分かる。従って、不等間隔のＩＱ信号のデータ列を血流ドプラ信号の検出用に用いることで、不等間隔のＩＱ信号のデータ列のうち最も短い周期と同じ周期で、かつ同じ観測時間を持つ等間隔のＩＱ信号のデータ列を用いた場合と同等な血流の最高流速検出能あるいは最低流速検出能を得ることができる。

そして、このようにして第２のウォールフィルタ３９いおいて得られた血流ドプラ信号は、血流情報推定部４０に与えられる。血流情報推定部４０では、血流の平均速度Ｖ、パワーＰ、分散Ｔが計算される。

尚、通常のカラードプラ処理では、隣接する２つのパルスペアから自己相関法によって血流の平均速度が計算されるが、不等間隔データ処理系３１の血流情報推定部４０では、間隔がＤスキャンにおける送信間隔ＴＤと同一のパルスペアのみが計算に使用される。

つまり、血流ドプラ信号ｕ＝［ｕ１，ｕ２，ｕ３，ｕ４，ｕ５，ｕ６，ｕ７，ｕ８］^Ｔとすると、ｕ３とｕ４，ｕ４とｕ５，ｕ５とｕ６のパルスペアの自己相関関数ａｃが式（７）により計算される。
［数７］
ａｃ＝（ｕ３^＊ｕ４＋ｕ４^＊ｕ５＋ｕ５^＊ｕ６）／３・・・（７）
但し、式（７）において、^＊は共役複素数を表す。

さらに、自己相関関数ａｃから式（８）により血流の平均速度Ｖが計算される。
［数８］
Ｖ＝ａｔａｎ２｛ｉｍａｇ（ａｃ），ｒｅａｌ（ａｃ）｝・・・（８）
但し、式（８）において、ａｔａｎ２は−π〜＋πまでの角度を返すａｒｃｔａｎｇｅｎｔ関数である。

また、血流のパワーＰは、血流ドプラ信号ｕの全出力データを使用して、式（９）により計算される。
［数９］
Ｐ＝（｜ｕ１｜^２＋｜ｕ２｜^２＋｜ｕ３｜^２＋｜ｕ４｜^２＋｜ｕ５｜^２＋｜ｕ６｜^２＋｜ｕ７｜^２＋｜ｕ８｜^２）／８・・・（９）
さらに、血流の分散Ｔは、血流のパワーＰと自己相関関数ａｃとから式（１０）により計算される。
［数１０］
Ｔ＝１−｜ａｃ｜／Ｐ・・・（１０）

このような、血流情報推定部４０における血流の平均速度Ｖ、パワーＰ、分散Ｔの推定処理はカラードプラ像を得るための処理に類似している。しかし、カラードプラ像を得るための処理は２次元空間の各点について行われるものであるのに対して、不等間隔データ処理系３１の血流情報推定部４０における処理は、パルスドプラの観測点の１点に対してのみ血流の平均速度Ｖ、パワーＰ、分散Ｔを計算するものであるため、カラードプラ像を得るための処理に比べて処理が容易である。

そして、不等間隔データ処理系３１の血流情報推定部４０でＡｃスキャンによる血流ドプラ信号から求められた各時刻における血流の平均速度Ｖ、パワーＰ、分散Ｔは、順次第２のメモリ４１に書き込まれて保存される。このため、前述のように、第２のメモリ４１には、Ｄスキャンにより得られた非ギャップ部の不等間隔のＩＱ信号に基づいて算出された血流の平均速度Ｖ、パワーＰ、分散ＴとＡｃスキャンにより得られたＤスキャンのギャップ中における不等間隔のＩＱ信号に基づいて算出された血流の平均速度Ｖ、パワーＰ、分散Ｔとが保存されることとなる。

そして、ステップＳ６において、Ｄスキャンのギャップ中における血流の平均速度Ｖ、パワーＰ、分散Ｔと、非ギャップ部の血流の平均速度Ｖ、パワーＰ、分散Ｔとが参照されて、適切なＡＲパラメータが推定されるとともに、推定したＡＲパラメータに基づいてＤスキャンのギャップ部における血流ドプラ信号が求められる。

すなわち、まず、相関演算部４４において、第２のメモリ４１が参照され、Ｄスキャンのギャップ中における血流の平均速度Ｖ、パワーＰ、分散Ｔのデータ列と最も相関の高い過去の非ギャップ部の血流の平均速度Ｖ、パワーＰ、分散Ｔのデータ列が検索される。

具体的には、ギャップ部とギャップ部前後の非ギャップ部において得られた血流ドプラ信号による血流の平均速度Ｖ，パワーＰ、分散Ｔの一定の範囲のデータ列と最も相関の高い過去の平均速度Ｖ，パワーＰ、分散Ｔのデータ列を検索する。このとき、相関値は平均速度Ｖの重みを最も高くし、分散Ｔの重みは最も低くすると、より適切なデータ列を検索することができる。

そして、過去の平均速度Ｖ、パワーＰ、分散Ｔのデータ列との間の相関度数が一定値より高ければ、その過去のデータ列の算出に用いられた血流ドプラ信号の受信時刻が求められる。

一方、過去の平均速度Ｖ、パワーＰ、分散Ｔのデータ列に、相関度数が一定値より高くなるデータ列が存在しない場合には、データ列の範囲が狭く設定されて、狭い範囲のデータ列について再度、相関度数の値が一定値より大きくなるか否かが判定される。さらに、狭い範囲のデータ列についても相関度数が一定値より高くなるデータ列が存在しない場合には、推定したい場所における平均速度Ｖの相関係数の最も高い場所の血流ドプラ信号の受信時刻が求められる。

このようにして相関演算部４４は、最も相関の高い非ギャップ部における過去の血流の平均速度Ｖ、パワーＰ、分散Ｔのデータ列の算出に用いられた血流ドプラ信号の時刻情報をＡＲパラメータ設定部４５に与える。

次に、ＡＲパラメータ設定部４５は、相関演算部４４から受けた時刻情報に基づいて、最も相関の高い時刻のＡＲパラメータを、第３のメモリ４３から読み込んで、ギャップ中における時刻のＡＲパラメータとして設定する。この結果、Ｄスキャンのギャップ中におけるＡｃスキャンの中央の時刻のＡＲパラメータが推定できる。

ＡＲパラメータ設定部４５は、Ａｃスキャンの中央の時刻のＡＲパラメータをパラメータ内挿部４６に与える。パラメータ内挿部４６では、Ａｃスキャンの中央の時刻のＡＲパラメータから、Ａｃスキャンの中央の時刻以外の時刻におけるＡＲパラメータが内挿によって求められる。求められたギャップ部の各時刻におけるＡＲパラメータは、波形推定部４７に与えられる。

波形推定部４７では、内挿により得られた各時刻のＡＲパラメータから式（２）で示されるＡＲモデルによってＩＱ信号（血流ドプラ信号）の波形が推定される。そして、推定された血流ドプラ信号は、第１のメモリ３６に書き込まれて保存される。

このため、ギャップ部における血流ドプラ信号が第１のメモリ３６に保存され、ＦＦＴ部３７における血流ドプラ信号の波形に基づく周波数解析およびＬＯＧ部３８における対数変換処理を経て、ギャップ部のＤモード像データが生成される。生成されたＤモード像データは表示系２０を経由してモニタ２１に与えられ、モニタ２１にはＤモード像が表示される。また、ギャップ部における血流ドプラ信号は、オーディオ信号生成系３３においてオーディオ信号に変換されてスピーカ２２に与えられ、血流速度情報および流れ方向がスピーカ２２から音声として出力される。

図１０は、図２に示すスペクトルドプラ処理系１９により、Ｄスキャンのギャップ部分におけるＤモード像を推定した例を示す図である。

図１０の横軸は時間を、縦軸は血流速度をそれぞれ示し、図１０中の点線はＤモード像におけるＩＱ信号の理想値を、実線はスキャンにより得られたＤモード像であるＩＱ信号を、一点鎖線はＡＲ法によるＩＱ信号の推定値をそれぞれ示す。

図１０に示すように、Ｄモード像にはギャップ部（ギャップ１、ギャップ２、・・・）が存在する。このため、ギャップ部およびギャップ部近傍における複数の血流の平均速度Ｖ、パワーＰ、分散Ｔのデータ列と最も相関の高い部位が検索される。例えば、図１０の実線枠で囲った中央のギャップ部（ギャップ２）における５つのデータ列と相関の高い部位として点線枠で囲った過去の非ギャップ部におけるデータ列が検出される。

そして、相関が高いとして検出されたデータ列におけるＡＲパラメータが、ギャップ部におけるＡＲパラメータとされ、ＡＲパラメータの内挿により得られた各時刻のＡＲパラメータを式（２）に示すＡＲモデルに代入することにより血流ドプラ信号が推定される。さらに、推定された血流ドプラ信号の周波数解析および対数変換処理によりギャップのＤモード像が作成される。

すなわち以上のような超音波診断装置１０は、ＤスキャンのみのブロックとＢスキャンおよびＣｂスキャンのブロックに分けたスキャン法による超音波診断おいて、Ｄスキャンのギャップ中にＡｃスキャンを行なって血流ドプラ信号の観測を行い、ギャップ中おけるＤモード用の血流ドプラ信号を血流の平均速度、分散、パワーを対象とする自己相関法によって推定するものである。

このため、超音波診断装置１０によれば、従来のＤスキャンのギャップ中にＤモード用の血流ドプラ信号を観測しないでギャップ中における血流ドプラ信号の波形およびＤモード像を推定する手法に比べて、ギャップ中における血流ドプラ信号およびＤモード像の推定精度を向上させることができる。特に、従来の血流ドプラ信号およびＤモード像の推定方法では、ギャップ中にＤモード像の血流ドプラ周波数が単調増加あるいは単調減少を示さないような変化を示した場合には推定精度が低下するのに対し、超音波診断装置１０によれば、そのような場合であっても精度良くギャップ中の血流ドプラ周波数を推定することができる。

また、超音波診断装置１０では、Ｄスキャンのギャップ中に行なわれるＡｃスキャンにおいて、超音波パルスの送受間隔が不等間隔となるようなデータ列を使用することができる。そうすることで、Ｄスキャンのギャップ中に占めるＤモード像推定のための自己相関法に必要な超音波パルスの送信回数を少なくすることができるのみならず、得られたＩＱ信号にＨＰＦを掛けて血流ドプラ信号を抽出する際に超音波パルスの送受間隔が等間隔であるデータ列を用いた場合と同等なカットオフ周波数および肩特性を実現することができる。

また、超音波診断装置１０によれば、血流ドプラ信号の順流および逆流を分離してステレオ・オーディオで出力する場合には、Ｄスキャンのギャップ中であっても精度よく血流ドプラ信号を推定できるため、途切れることなくオーディオ出力することができる。

図１１は本発明に係る超音波診断装置の第２の実施形態を示す機能ブロック図である。

図１１に示された、超音波診断装置１０Ａでは、スペクトルドプラ処理系１９の構成が図１に示す超音波診断装置１０と相違する。スキャン方法を始めとして他の構成および作用については図１に示す超音波診断装置１０と実質的に異ならないためスペクトルドプラ処理系１９の構成のみ図示し、同一の構成については同符号を付して説明を省略する。

超音波診断装置１０Ａのスペクトルドプラ処理系１９は、等間隔データ処理系３０、不等間隔データ処理系３１、ギャップ部データ推定系３２およびオーディオ信号生成系３３を有する。不等間隔データ処理系３１およびオーディオ信号生成系３３はＭＵＸ３４を介して受信回路１２の出力先とされ、ＭＵＸ３４により出力先を切り換えることができるように構成される。

等間隔データ処理系３０、不等間隔データ処理系３１およびオーディオ信号生成系３３の構成は、図１に示す超音波診断装置１０の等間隔データ処理系３０、不等間隔データ処理系３１およびオーディオ信号生成系３３と同等である。

ギャップ部データ推定系３２は、相関演算部４４、第４のメモリ５０、周波数推定部５１、周波数内挿部５２、逆フーリエ変換（ＩＦＦＴ）部５３を有する。

相関演算部４４は、第２のメモリ４１を参照し、Ｄスキャンのギャップ中およびその近傍においてＡｃスキャンまたはＤスキャンにより得られた血流の平均速度Ｖ、パワーＰ、分散Ｔのデータ列と最も相関の高い過去の非ギャップ部の血流の平均速度Ｖ、パワーＰ、分散Ｔのデータ列を検索する機能と、相関の高いデータ列の算出に用いられた血流ドプラ信号の受信時刻を求めて時刻情報として周波数推定部５１に与える機能とを有する。

第４のメモリ５０には、ＦＦＴ部３７から過去の各時刻における血流ドプラ信号の周波数データが定常的に書き込まれて保存される。

周波数推定部５１は、第４のメモリ５０を参照し、相関演算部４４から受けた時刻情報に対応する時刻における相関の高い血流ドプラ信号の周波数データをＡｃスキャンの中央の時刻における周波数データとして求めるギャップ内周波数推定手段としての機能と、求めたＡｃスキャンの中央の時刻における血流ドプラ信号の周波数データを周波数内挿部５２に与える機能とを有する。

周波数内挿部５２は、周波数推定部５１から受けたＡｃスキャンの中央の時刻における血流ドプラ信号の周波数データから、Ａｃスキャンの中央の時刻以外の時刻における周波数データを内挿によって求める機能と、求めたギャップ部の各時刻における周波数データをＩＦＦＴ部５３に与える機能とを有する。

ＩＦＦＴ部５３は、周波数内挿部５２から受けたギャップ部の各時刻における周波数データに対して逆フーリエ変換処理を行なうことにより、ギャップ部における血流ドプラ信号の波形を推定する機能と、推定して得られた血流ドプラ信号を第１のメモリ３６に書き込む機能とを有する。

そして、ギャップ部データ推定系３２の各機能とＦＦＴ部３７とによってＤスキャンのギャップ部における血流ドプラ信号の周波数を推定する周波数推定手段としての機能が超音波診断装置１０Ａに備えられる。

次に、超音波診断装置１０Ａの作用について説明する。

超音波診断装置１０Ａでは、Ｄスキャンのギャップ中における血流ドプラ信号およびＤモード像の推定方法が図１に示す超音波診断装置１０と異なる。

すなわち、超音波診断装置１０Ａでは、Ｄスキャンや過去のギャップ中における血流ドプラ信号の周波数データの推定により、過去の各時刻における血流ドプラ信号の周波数データが第４のメモリ５０に保存される。

そして、相関演算部４４は、Ｄスキャンのギャップ中およびその近傍においてＡｃスキャンまたはＤスキャンにより得られた血流の平均速度Ｖ、パワーＰ、分散Ｔのデータ列と最も相関の高い過去の非ギャップ部の血流の平均速度Ｖ、パワーＰ、分散Ｔのデータ列を検索し、相関の高いデータ列の算出に用いられた血流ドプラ信号の受信時刻を求めて時刻情報として周波数推定部５１に与える。

次に、周波数内挿部５２は、周波数推定部５１から受けたＡｃスキャンの中央の時刻における血流ドプラ信号の周波数データから、Ａｃスキャンの中央の時刻以外の時刻における周波数データを内挿によって求め、求めたギャップ部の各時刻における周波数データをＩＦＦＴ部５３に与える。

さらに、ＩＦＦＴ部５３は、周波数内挿部５２から受けたギャップ部の各時刻における周波数データに対して逆フーリエ変換処理を行なうことにより、ギャップ部における血流ドプラ信号の波形を推定し、推定して得られた血流ドプラ信号を第１のメモリ３６に書き込む。

この結果、第１のメモリ３６には、Ｄスキャンのギャップ中における血流ドプラ信号の波形が書き込まれて保存される。そして、Ｄスキャンのギャップ中における血流ドプラ信号のＦＦＴ部３７におけるＦＦＴ処理、ＬＯＧ部３８における対数変換処理を経て、表示系２０を介してＤモード像となってモニタ２１に表示される。

すなわち、超音波診断装置１０Ａは、ＡＲモデルによる血流ドプラ信号の波形推定を行わない代わりに、定常的に記録した過去のＦＦＴによる血流ドプラ信号の周波数解析結果を用いてＤスキャンのギャップ部における血流ドプラ信号の周波数を推定するものである。

このような、超音波診断装置１０Ａによれば、Ｄスキャンのギャップ中におけるＡｃスキャンによる観測によって、図１に示す超音波診断装置１０と同様な原理により、従来法よりも精度良く血流ドプラ信号およびＤモード像を推定することができる。さらに、加えて、より簡易な装置構成で超音波診断装置１０Ａを構成し、より少ない処理で血流ドプラ信号およびＤモード像を推定することができる。

尚、超音波診断装置１０Ａにおいて、周波数データの内挿により得られた各時刻における血流ドプラ信号の周波数データに対して、逆フーリエ変換処理を施さずに、そのまま対数変換処理を行なって得られたデータを表示系２０を介してモニタ２１に表示させることも可能である。

図１２は本発明に係る超音波診断装置の第３の実施形態を示す機能ブロック図である。

図３に示された、超音波診断装置１０Ｂでは、スペクトルドプラ処理系１９の構成、スキャン方法およびスピーカ２２が設けられない点が図１に示す超音波診断装置１０と相違する。スキャン方法を始めとして他の構成および作用については図１に示す超音波診断装置１０と実質的に異ならないためスペクトルドプラ処理系１９の構成のみ図示し、同一の構成については同符号を付して説明を省略する。

超音波診断装置１０Ｂのスペクトルドプラ処理系１９は、等間隔データ処理系３０、不等間隔データ処理系３１およびギャップ部データ推定系３２を有する。不等間隔データ処理系３１およびオーディオ信号生成系３３は第１のＭＵＸ３４ａを介して受信回路１２の出力先とされ、第１のＭＵＸ３４ａにより出力先を切り換えることができるように構成される。

等間隔データ処理系３０は、第１のウォールフィルタ３５、第１のメモリ３６、ＦＦＴ部３７、第２のＭＵＸ３４ｂ、ＬＯＧ部３８とを有する。第１のウォールフィルタ３５、第１のメモリ３６、ＦＦＴ部３７およびＬＯＧ部３８の機能は、図１に示す超音波診断装置１０と同等である。ただし、ＦＦＴ部３７の出力側とギャップ部データ推定系３２の出力側がそれぞれ第２のＭＵＸ３４ｂの入力側とされるとともに、第２のＭＵＸ３４ｂの出力側がＬＯＧ部３８の入力側とされる。そして、第２のＭＵＸ３４ｂを切り換えることによりＬＯＧ部３８の入力をＦＦＴ部３７の出力とギャップ部データ推定系３２の出力とから選択することができるように構成される。

不等間隔データ処理系３１は、第２のウォールフィルタ３９および血流情報推定部４０を備える。第２のウォールフィルタ３９および血流情報推定部４０の機能は、図１に示す超音波診断装置１０と同等である。ただし、血流情報推定部４０の出力側は、ギャップ部データ推定系３２の入力側とされる。尚、血流情報推定部４０の出力側に図１に示す超音波診断装置１０と同様に第２のメモリ４１を設けてもよい。

ギャップ部データ推定系３２は、血流情報内挿部６０（Ｖ、Ｐ、Ｔ内挿部）、周波数推定部６１およびＲＡＭテーブル６２を備える。

ＲＡＭテーブル６２には、予め心臓や頚動脈等の部位毎に、血流の平均速度Ｖ、パワーＰ、分散Ｖと血流の周波数データとが関連付けられて保存される。すなわち、ＲＡＭテーブル６２には、血流の平均速度Ｖ、パワーＰ、分散Ｖから血流の周波数データを推定するための情報が保存される。

血流情報内挿部６０は、不等間隔データ処理系３１の血流情報推定部４０からＡｃスキャンによって得られた血流の平均速度Ｖ、パワーＰ、分散Ｖを受けて、内挿により各時刻における血流の平均速度Ｖ、パワーＰ、分散Ｖを求める機能と、求めた各時刻における血流の平均速度Ｖ、パワーＰ、分散Ｖを周波数推定部６１に与える機能とを有する。

周波数推定部６１は、血流情報内挿部６０から受けた各時刻における血流の平均速度Ｖ、パワーＰ、分散Ｖに基づいて、ＲＡＭテーブル６２を参照することにより、血流の周波数データを推定する機能と、推定して得られた血流の周波数データを等間隔データ処理系３０の第２のＭＵＸ３４ｂに出力する機能とを有する。

そして、ギャップ部データ推定系３２の各機能によってＤスキャンのギャップ部における血流ドプラ信号の周波数を推定する周波数推定手段としての機能が超音波診断装置１０Ｂに備えられる。

次に、超音波診断装置１０Ｂの作用について説明する。

超音波診断装置１０Ｂでは、Ｄスキャンのギャップ中における血流ドプラ信号およびＤモード像の推定方法並びに、Ｄスキャンにより得られたＩＱ信号が血流ドプラ信号およびＤモード像の推定のために用いられない点が図１に示す超音波診断装置１０と異なる。

超音波診断装置１０ＢではＤスキャンにより得られたＩＱ信号が血流ドプラ信号およびＤモード像の推定のために用いられないため、Ｄスキャンにより得られたＩＱ信号は、スペクトルドプラ処理系１９の等間隔データ処理系３０にのみ導かれて処理の対象とされる。そして、Ｄスキャンにより得られた非ギャップ中のＩＱ信号は、等間隔データ処理系３０の第１のウォールフィルタ３５、第１のメモリ３６、ＦＦＴ部３７を経由した後、第２のＭＵＸ３４ｂの切換えによりＬＯＧ部３８に導かれてＤモード像データとして表示系２０に出力される。

一方、Ｄスキャンのギャップ中では、ＢスキャンやＣｂスキャンとともにＡｃスキャンが実行される。Ａｃスキャンにより得られたＩＱ信号は、不等間隔データ処理系３１の第２のウォールフィルタ３９に導かれる。第２のウォールフィルタ３９では、Ａｃスキャンにより得られたＩＱ信号から血流ドプラ信号が抽出されて血流情報推定部４０に与えられる。血流情報推定部４０では、Ａｃスキャンによって得られた血流ドプラ信号から図１に示す超音波診断装置１０と同様な手法により血流の平均速度Ｖ、パワーＰ、分散Ｖが求められる。

次に、血流情報推定部４０において求められた血流の平均速度Ｖ、パワーＰ、分散Ｖは、血流情報内挿部６０に与えられる。血流情報内挿部６０では、血流情報推定部４０から受けた血流の平均速度Ｖ、パワーＰ、分散Ｖに対して内挿を行なうことにより各時刻における血流の平均速度Ｖ、パワーＰ、分散Ｖが求められる。そして、求められた各時刻における血流の平均速度Ｖ、パワーＰ、分散Ｖは周波数推定部６１に与えられる。

周波数推定部６１では、血流情報内挿部６０から受けた各時刻における血流の平均速度Ｖ、パワーＰ、分散Ｖに基づいて、ＲＡＭテーブル６２を参照することにより、血流の周波数データが推定される。そして、推定して得られた血流の周波数データは等間隔データ処理系３０の第２のＭＵＸ３４ｂに出力される。さらに、第２のＭＵＸ３４ｂの切換えにより、Ｄスキャンのギャップ中では、周波数推定部６１において推定された血流の周波数データがＬＯＧ部３８に導かれてＤモード像データとして表示系２０に出力される。

つまり、超音波診断装置１０Ｂは、Ｄスキャンのギャップ中にＢスキャンやＣｂスキャンとともにＡｃスキャンを行なうことによってＩＱ信号を離散的に取得し、内挿を伴って各時刻における血流の平均速度Ｖ、パワーＰ、分散Ｖを求めた後、予めデータベース化された推定テーブルに基づいて血流の周波数データを求める構成である。

このような超音波診断装置１０Ｂによれば、Ｄスキャンのギャップ中に行なわれるＡｃスキャンにより、より簡易な処理および装置構成で、従来よりも精度よくＤスキャンのギャップ中における血流ドプラ信号およびＤモード像を推定することができる。超音波診断装置１０Ｂでは、Ｄモード像のみを推定する構成としたが、オーディオ信号生成系３３およびスピーカ２２を設けて血流速度情報を音声出力できるように構成してもよい。

尚、以上の各実施形態における超音波診断装置１０、１０Ａ、１０Ｂを組み合わせて構成してもよく、また一部の機能や処理を省略してもよい。例えば、Ａｃスキャンのデータ列を等間隔としてもよい。

本発明に係る超音波診断装置の第１の実施形態を示す構成図。図１に示す超音波診断装置におけるスペクトルドプラ処理系１９の詳細機能ブロック図。図１に示す超音波診断装置によりＢモード像あるいはＣｂモード像とともにＤモード像を生成して表示させる際における超音波診断装置の制御手順を示すフローチャート。図１に示す超音波診断装置によるスキャンの実行順序を示す図。図４に示すＤスキャンのみのブロックを詳細に示した図。図４（ｂ）に示すＣｂスキャンのブロックを詳細に示した図。図４（ｂ）に示すＢスキャンおよびＡｃスキャンのブロックを詳細に示した図。図７に示すＢスキャンおよびＡｃスキャンのブロックにおける超音波パルスの送信間隔およびＡｃスキャンの送信時刻を時系列に並べた図。等間隔のＩＱ信号のデータ列に対してウォールフィルタを適用して最小２乗法による２次の多項式近似を行なった場合の周波数特性と不等間隔のＩＱ信号のデータ列にウォールフィルタを適用して最小２乗法による２次の多項式近似を行なった場合の周波数特性とを比較した図。図２に示すスペクトルドプラ処理系１９により、Ｄスキャンのギャップ部分におけるＤモード像を推定した例を示す図。本発明に係る超音波診断装置の第２の実施形態を示す機能ブロック図。本発明に係る超音波診断装置の第３の実施形態を示す機能ブロック図。従来の超音波診断装置により、Ｂモード像あるいはＣｂモード像とＤモード像とを同時に表示するために行なわれるスキャンの順序を示す図。従来のＡＲモデルを用いたＤスキャンのギャップ部分におけるＩＱデータの推定方法の問題点を説明する図。

符号の説明

１０、１０Ａ、１０Ｂ超音波診断装置
１１超音波プローブ
１２受信回路
１３送信回路
１４制御装置
１５送信データ作成系
１６データ処理部
１７Ｂモード処理系
１８カラードプラ処理系
１９スペクトルドプラ処理系
２０表示系
２１モニタ
２２スピーカ
３０等間隔データ処理系
３１不等間隔データ処理系
３２ギャップ部データ推定系
３３オーディオ信号生成系
３４ＭＵＸ
３４ａ第１のＭＵＸ
３４ｂ第２のＭＵＸ
３５第１のウォールフィルタ（ＷａｌｌＦｉｌｔｅｒ）
３６第１のメモリ
３７高速フーリエ変換（ＦＦＴ）部
３８ＬＯＧ部
３９第２のウォールフィルタ
４０血流情報推定部（Ｖ、Ｐ、Ｔ推定部）
４１第２のメモリ
４２ＡＲパラメータ推定部
４３第３のメモリ
４４相関演算部
４５ＡＲパラメータ設定部
４６パラメータ内挿部
４７波形推定部
４８順流逆流分離部
４９オーディオ信号生成部
５０第４のメモリ
５１周波数推定部
５２周波数内挿部
５３逆フーリエ変換（ＩＦＦＴ）部
６０血流情報内挿部（Ｖ、Ｐ、Ｔ内挿部）
６１周波数推定部
６２ＲＡＭテーブル

Claims

被検体に超音波パルスを送信して生じた反射波を受信する超音波プローブと、前記超音波プローブに送信信号を与える送信回路と、前記超音波プローブから受信信号を受けてＩＱ信号を生成する受信回路と、前記被検体の血流ドプラ信号を取得して血流速度波形およびドプラオーディオ信号の少なくとも一方を得るための第１のパルスドプラスキャンのブロック並びに前記第１のパルスドプラスキャンのスキャン位置からの血流ドプラ信号を取得するための第２のパルスドプラスキャンを含む前記第１のパルスドプラスキャン以外の他のスキャンのブロックが実行されるように前記送信回路に制御信号を与えて制御する送信回路制御手段と、前記第１のパルスドプラスキャンおよび前記第２のパルスドプラスキャンの実行によって前記受信回路によりそれぞれ生成された前記ＩＱ信号から前記血流ドプラ信号を抽出する血流ドプラ信号抽出手段と、前記血流ドプラ信号抽出手段により抽出された前記血流ドプラ信号のうち前記第２のパルスドプラスキャンの実行によって得られた前記血流ドプラ信号を用いて血流情報を求める血流情報推定手段と、前記血流情報推定手段により求められた前記血流情報から前記第１のパルスドプラスキャンが行なわれないギャップ部における血流ドプラ信号の周波数を推定する周波数推定手段とを備えたことを特徴とする超音波診断装置。
被検体に超音波パルスを送信して生じた反射波を受信する超音波プローブと、前記超音波プローブに送信信号を与える送信回路と、前記超音波プローブから受信信号を受けてＩＱ信号を生成する受信回路と、前記被検体の血流ドプラ信号を取得して血流速度波形およびドプラオーディオ信号の少なくとも一方を得るための第１のパルスドプラスキャンのブロック並びに前記超音波パルスの送信間隔が不等間隔であり、かつ前記第１のパルスドプラスキャンのスキャン位置からの血流ドプラ信号を取得するための第２のパルスドプラスキャンを含む前記第１のパルスドプラスキャン以外の他のスキャンのブロックが実行されるように前記送信回路に制御信号を与えて制御する送信回路制御手段と、前記第１のパルスドプラスキャンおよび前記第２のパルスドプラスキャンの実行によって前記受信回路によりそれぞれ生成された前記ＩＱ信号から前記血流ドプラ信号を抽出する血流ドプラ信号抽出手段と、前記血流ドプラ信号抽出手段により抽出された前記血流ドプラ信号のうち前記第２のパルスドプラスキャンの実行によって得られた前記血流ドプラ信号を用いて血流情報を求める血流情報推定手段と、前記血流情報推定手段により求められた前記血流情報から前記第１のパルスドプラスキャンが行なわれないギャップ部における血流ドプラ信号の周波数を推定する周波数推定手段とを備えたことを特徴とする超音波診断装置。
前記周波数推定手段は、過去の血流ドプラ信号からＡＲモデルにおける各時刻のＡＲパラメータを推定するＡＲパラメータ推定手段と、前記第１のパルスドプラスキャンおよび前記第２のパルスドプラスキャンにより得られた前記血流情報の相関が高い時刻を求める相関演算手段と、前記ＡＲパラメータ推定手段により推定された前記ＡＲパラメータのうち前記相関演算手段により求められた時刻における前記ＡＲパラメータを前記ギャップ部におけるＡＲパラメータとするＡＲパラメータ設定手段と、前記ＡＲパラメータ設定手段により設定された前記ＡＲパラメータを用いて前記ＡＲモデルにより前記ギャップ部における前記血流ドプラ信号の波形を推定する波形推定手段とを有することを特徴とする請求項１または２記載の超音波診断装置。
前記周波数推定手段は、前記第１のパルスドプラスキャンおよび前記第２のパルスドプラスキャンにより得られた前記血流情報の相関が高い時刻を求める相関演算手段と、前記相関演算手段により求められた時刻における前記血流ドプラ信号の周波数を前記ギャップ部における前記血流ドプラ信号の周波数とするギャップ内周波数推定手段とを有することを特徴とする請求項１または２記載の超音波診断装置。
被検体の血流ドプラ信号を取得して血流速度波形およびドプラオーディオ信号の少なくとも一方を得るための第１のパルスドプラスキャンのブロック並びに前記第１のパルスドプラスキャンのスキャン位置からの血流ドプラ信号を取得するための第２のパルスドプラスキャンを含む前記第１のパルスドプラスキャン以外の他のスキャンのブロックが実行されるように送信回路に制御信号を与えるステップと、前記第１のパルスドプラスキャンおよび前記第２のパルスドプラスキャンの実行によって受信回路によりそれぞれ生成された前記ＩＱ信号を入力するステップと、入力した前記ＩＱ信号から前記血流ドプラ信号を抽出するステップと、抽出された前記血流ドプラ信号のうち前記第２のパルスドプラスキャンの実行によって得られた前記血流ドプラ信号を用いて血流情報を求めるステップと、求めた前記血流情報から前記第１のパルスドプラスキャンが行なわれないギャップ部における血流ドプラ信号の周波数を推定するステップとを有することを特徴とする超音波診断装置の制御方法。
被検体の血流ドプラ信号を取得して血流速度波形およびドプラオーディオ信号の少なくとも一方を得るための第１のパルスドプラスキャンのブロック並びに超音波パルスの送信間隔が不等間隔であり、前記第１のパルスドプラスキャンのスキャン位置からの血流ドプラ信号を取得するための第２のパルスドプラスキャンを含む前記第１のパルスドプラスキャン以外の他のスキャンのブロックが実行されるように送信回路に制御信号を与えるステップと、前記第１のパルスドプラスキャンおよび前記第２のパルスドプラスキャンの実行によって受信回路によりそれぞれ生成された前記ＩＱ信号を入力するステップと、入力した前記ＩＱ信号から前記血流ドプラ信号を抽出するステップと、抽出された前記血流ドプラ信号のうち前記第２のパルスドプラスキャンの実行によって得られた前記血流ドプラ信号を用いて血流情報を求めるステップと、求めた前記血流情報から前記第１のパルスドプラスキャンが行なわれないギャップ部における血流ドプラ信号の周波数を推定するステップとを有することを特徴とする超音波診断装置の制御方法。