JP4928801B2

JP4928801B2 - 超音波診断装置

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Publication number: JP4928801B2
Application number: JP2006046799A
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: 2006-02-23
Filing date: 2006-02-23
Publication date: 2012-05-09
Anticipated expiration: 2026-02-23
Also published as: US20070239015A1; JP2007222390A; EP1826587A2; EP1826587A3

Description

本発明は、超音波を送受して得られたドプラ信号を利用して血流を２次元的に可視化する超音波診断装置に係る。

超音波診断装置を用いた診断において、超音波のドプラ効果を利用して血流速度を検出し、血流をカラーで表示する方法は、カラードプラ法と呼ばれる。カラードプラ法による血流表示機能を備えた従来のカラードプラ超音波診断装置では、同一方向に複数回に亘って超音波の送受信が行われる。同一方向に送受信される超音波のデータ列はパケットと呼ばれる。

超音波のデータ列のパケットサイズを大きくすると血流の検出感度を向上させることができるが、フレームレートが低下するためパケットのサイズは通常４〜１６程度である。データ列のパケットサイズを大きくすると、血流の検出感度が向上するのは以下の理由によるものである。

すなわち第１に血流のあり／なしの判定は受信した超音波ドプラ信号から抽出した血流のパワー信号に対してある閾値を設定することによって行われるからである。受信した超音波ドプラ信号は、組織からのクラッタ成分を除去して血流信号を抽出するためのMTI(moving target indication)フィルタ（ウォールフィルタ）に与えられ、MTIフィルタの出力信号のパワー値が加算されることによって、血流のパワー信号値が求められる。従って、パケットサイズが大きく加算対象となる血流のパワー信号の数が大きいほどＳ／Ｎ(signal to noise)比が向上することとなる。

第２に、巡回型(FIR:finite impulse response filter)型のMTIフィルタの特性は入力するデータ数に依存するという点が挙げられる。入力するデータ数が大きい程、低いカットオフ周波数を持ち、急峻なロールオフ特性を持つハイパスフィルタを構成することができる。非巡回型(IIR:infinite impulse response filter)型のMTIフィルタであっても、有限長のデータ列を扱う場合には、必ずFIR型のフィルタに変換できるため、MTIフィルタがFIR型である場合と同様なことが言える。つまり、入力するデータ数が大きい程、より低流速の血流を静止した組織から良好な分離能で検出することができる。

一方、カラードプラ法において、同一の走査線に対して続けて超音波を送信せずに、別の走査線への超音波送信を間にはさむことで、少ないパケットサイズで長い観測時間を確保する交互スキャンと呼ばれる技術が考案されている（例えば特許文献１参照）。そして、この交互スキャンによって、フレームレートを低下させることなく、上述したような低流速の血流の検出能を向上させる方法が考案されている。

しかし、交互スキャンによる方法では、パケットサイズが大きくないため、血流のあり／なしの判定のために加算される血流のパワー信号の数を増加させることができない。従って上述したようなＳ／Ｎ比の向上という効果を得ることができないという欠点がある。加えて、同一方向への超音波の送信周期が長くなるために、折り返し速度が低下するという問題がある。

そこで、フレームレートを低下させることなくパケットサイズを増加し、Ｓ／Ｎ比を向上させるとともに低流速の血流の検出能を得る方法が考案されている（例えば特許文献２参照）。この方法は、１フレームの交互スキャンを行って異なるフレームのデータを利用するものであり、無限長のデータを利用できるためIIRフィルタを効果的に使用することができる。

図７は、従来の超音波診断装置を用いた交互スキャンによる走査方法の例を示す図である。

図７において横軸は時間ｔを示す。図７に示すようにカラーアンギオ画像（血流のカラードプラ画像）を撮影するためのスキャンが60/PRFの周期で交互に行われる。ただし、PRFは、パルス繰返し周波数(pulse repetition frequency)、60はラスタ数である。この場合のフレームレートは(60/PRF)^-1となる。

図８は、従来の超音波診断装置を用いた交互スキャンによる走査方法の別の例を示す図である。

図８において横軸は時間ｔを示す。図８に示すように、カラーアンギオ画像用のスキャンと、Ｂモード画像（組織断層像）用のスキャンとを異なる撮影条件で交互に行う方法も考案されている。すなわち、カラーアンギオ画像用のスキャンとＢモード画像用のスキャンとが交互に行われつつ、それぞれのスキャンは(60+120)/PRFの周期で繰返し実行される。

Ｂモード画像用のスキャンにおける超音波の最適な送信条件とカラーアンギオ画像用のスキャンにおける超音波の最適な送信条件とは異なるため、図８のようにＢモード画像用の超音波送信とカラーアンギオ画像用の超音波送信とを異なるものとすることが現実的である。

図８に示すようにＢモード画像用のラスタ数を120、カラーアンギオ画像用のラスタ数を60とする交互スキャンにおいて、PRF=6kHzにすると、カラーアンギオ画像およびＢモード画像の表示周期Tは、式（１）に示すように30msとなる。
［数１］
T = (60+120)/PRF = 30 (ms) (1)

また、折り返し速度Vmaxは表示周期Tを用いて式（２）によりに計算できる。
［数２］
Vmax = c/(4f₀T) (2)
式（２）において、cは音速であり、f₀は受信される超音波信号の中心周波数である。式（２）は、画像の表示周期が長いと折り返し速度が小さくなり、血流の速度分解能が低下することを示している。式（２）において、音速c=1540m/s、音波信号の中心周波数f₀=2.5MHzとすると、表示周期はT=30msであるから折り返し速度はVmax=5mm/sとなる。このように折り返し速度が低いと、通常のカラードプラ法における血流の速度表示において、血流の移動方向を色で識別して表示することが困難となる恐れがある。

そこで、カラーアンギオ画像用のスキャンの周期をT=60/PRF=10msと短くし、カラーアンギオ画像の表示フレームレートを３倍に増加するとともに折り返し速度も３倍に増加させる方法が提案されている。

図９は、従来の超音波診断装置を用いた交互スキャンにおいてカラーアンギオ画像用のスキャンの周期を短くした例を示す図である。

図９に示すようにＢモード画像用のスキャンの周期を長くする一方、カラーアンギオ画像用のスキャンの周期を短くすれば、カラーアンギオ画像の表示フレームレートおよび折り返し速度を増加させることができる。しかし、Ｂモード画像用のスキャン中には、カラーアンギオ画像用のドプラ信号が収集されないため、図９の点線部分に示すようにカラーアンギオ画像用のドプラ信号が欠落することとなる。

そこで、ドプラ信号のデータ列全体が、等間隔サンプリングされた場合のデータ列と同等となるように、欠落したドプラ信号の前後におけるドプラ信号から欠落した部分のドプラ信号を推定によって求め、推定したドプラ信号を含めてデータ列全体に対してMTIフィルタを掛ける方法が考案されている。

一方、他のカラードプラ法に関する技術として等間隔でないドプラ信号のサンプリング列に対してMTIフィルタを掛ける方法が考案されている（例えば特許文献３参照）。
特許第１８９１９１７号公報特開平８−３３６５３４号公報特開２００５−１７６９９７号公報

しかしながら、交互スキャンおよび推定により得られた等間隔のドプラ信号のデータ列にMTIフィルタを掛ける従来の方法を用いたとしても、より低流速の血流を検出する場合には、折り返し速度が十分であるとは言えない場合がある。具体的には、上述したドプラ信号の推定を伴う交互スキャンにおける折り返し速度は、ドプラ信号の送信走査線数とPRFによって決定されるが30mm/sとなる。従って、血流の方向を折り返しなしに表示するためには、折り返し速度がまだ十分に大きいとは言えない。

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、フレームレートを維持しつつＳ／Ｎ比を向上させ、かつより大きな折り返し速度で低流速の血流まで検出してドプラ画像として表示させることが可能な超音波診断装置を提供することを目的とする。

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、被検体のＢモード像用に所定の周期で繰返し行われる複数の第１のスキャンと、血流情報の２次元分布を得るために前記各第１のスキャンの間で第１の周期で続けて所定数回繰返し行われ、かつ前記各第１のスキャンを挟んで第２の周期で繰返し行われる複数の第２のスキャンとをそれぞれ実行するスキャン実行手段と、前記複数の第２のスキャンにより得られる反射信号からドプラ信号を順次得るドプラ信号取得手段と、前記ドプラ信号取得手段によって、前記各第１のスキャンを挟んで前記第１の周期および前記第２の周期で収集された複数のドプラ信号を１グループのドプラ信号列としてラスタ方向ごとに記憶する記憶手段と、前記記憶手段から前記１グループのドプラ信号列を読出して、動きの少ない信号成分を除去することによって前記１グループのドプラ信号列に基づいて血流信号を得る除去手段と、前記血流信号から血流情報を得る血流情報取得手段と、前記第１のスキャンによって得られる反射信号からＢモード像を得るＢモード像生成手段と、を備え、前記スキャン実行手段は、前記血流情報の２次元分布を得るためのスキャン領域を構成する複数のラスタを複数のラスタブロックに分類して、前記複数の第２のスキャンを前記ラスタブロックごとに順番に走査することで、前記各第１のスキャンの間で、前記血流情報の２次元分布を得るためのスキャン領域を構成する複数のラスタ全体について前記複数の第２のスキャンを実行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においては、フレームレートを維持しつつＳ／Ｎ比を向上させ、かつより大きな折り返し速度で低流速の血流を検出してドプラ画像として表示させることができる。

本発明に係る超音波診断装置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実施の形態を示すブロック構成図である。

超音波診断装置１は、超音波プローブ２、送信回路３、受信回路４、Ｂモード処理系５、カラードプラ処理系６、Ｂモード像座標変換部７、カラードプラ像座標変換部８、画像合成回路９、制御回路１０、表示モニタ１１および入力装置１２を具備している。

超音波プローブ２は、圧電セラミック等の複数の圧電振動子を先端に並列装備している。超音波プローブ２の各圧電振動子は、送信回路３から印加された電圧パルスに基づいて超音波を発生する機能を有する一方、超音波エコーを受信して電気信号に変換する機能を有する。

送信回路３は、図示しないパルス発生器、送信遅延回路、パルサを有し、超音波プローブ２に接続される。送信回路３のパルス発生器は、レートパルスを繰り返し発生する機能を有する。このレートパルスはチャンネル数に分配され、送信遅延回路に送られる。送信遅延回路は、超音波をビーム状に集束し且つ送信指向性を決定するのに必要な遅延時間を各レートパルスに与える機能を有する。なお、送信遅延回路には、図示しないトリガ信号発生器からのトリガがタイミング信号として供給される。パルサは、送信遅延回路からレートパルスを受けたタイミングで超音波プローブ２にチャンネル毎に電圧パルスを印加する。これにより超音波ビームを被検体に送信することができる。

受信回路４は、超音波プローブ２の各圧電振動子から超音波エコーを受けてＩＱ信号を生成し、Ｂモード処理系５およびカラードプラ処理系６に与える機能を有する。そのために受信回路４には、図示しないプリアンプ、ＡＤ(analog to digital)変換器および整相加算回路が設けられる。そして、各圧電振動子から受けた超音波エコー信号は、プリアンプにおいて増幅された後、ＡＤ変換器においてＡＤ変換される。さらに、ＡＤ変換後の超音波エコー信号が、整相加算回路において整相加算されることにより、超音波エコー信号はＩＱ信号に変換される。そして、整相加算回路において得られたＩＱ信号が受信回路４の出力とされる。

Ｂモード処理系５は、エコーフィルタ１３、検波回路１４およびＬＯＧ圧縮回路１５を有している。

エコーフィルタ１３は、受信回路４から受けたＩＱ信号に対して、フィルタ処理を実行することによって、適切な帯域のＩＱ信号のみを抽出する機能と、フィルタ処理後のＩＱ信号を検波回路１４に与える機能とを有する。

検波回路１４は、エコーフィルタ１３から受けたＩＱ信号を検波し、Ｂモード像を構成する走査線毎のＢモード信号を求める機能と、求めたＢモード信号をＬＯＧ圧縮回路１５に与える機能とを有する。

ＬＯＧ圧縮回路１５は、検波回路１４から受けたＢモード信号に対して対数変換による圧縮処理を施す機能と、圧縮処理後におけるＢモード信号をＢモード像座標変換部７に与える機能とを有する。

カラードプラ処理系６は、ＣＴＢ（Corner Turning Buffer）１６、MTIフィルタ１７、演算回路１８、速度・分散・パワー推定回路１９を有している。

ＣＴＢ１６は、受信回路４から入力したドプラ信号の時系列のデータ列を一時的に記憶する装置である。ＣＴＢ１６には、各ラスタ位置の複数のデータがMTIフィルタ１７の入力データ数分をカバーする数だけ記憶される。ＣＴＢ１６に記憶されたＩＱ信号のデータ列は、所定の順番にてMTIフィルタ１７に出力される。

MTIフィルタ１７は、基本波成分および高調波成分のドプラ信号から血流情報の２次元分布、すなわちカラードプラ像の生成に不要なクラッタ成分やノイズ成分を除去し、血流からのドプラ信号を抽出する機能と、抽出したドプラ信号を血流信号として演算回路１８に与える機能とを有する。そのために、MTIフィルタ１７は、ドプラ信号にフィルタ処理を施すように構成されるが、特にフィルタ処理の入力データ列となる複数のドプラ信号が時間的に不等間隔である場合に、入力データ列のフィッティングを行って得られたデータと元の入力データとの差分を血流信号の出力データ列とするフィルタ処理を実行する。

演算回路１８は、MTIフィルタ１７から受けた出力データ列の構成要素となる時間的に等間隔のデータから血流の速度、パワー、分散の計算に必要な中間データを求める機能と、求めた中間データを速度・分散・パワー推定回路１９に与える機能とを有する。

速度・分散・パワー推定回路１９は、演算回路１８から受けた中間データに基いて血流の速度、パワー、分散を計算する機能と、計算により得られた血流の速度およびパワーをそれぞれ走査線ごとの速度信号およびパワー信号のデータ列としてカラードプラ像座標変換部８に与える機能とを有する。

Ｂモード像座標変換部７は、ＬＯＧ圧縮回路１５から受けた走査線ごとのＢモード信号のデータ列を直交座標系のデータ列に座標変換する機能と、座標変換後のＢモード信号を画像合成回路９に与える機能とを有する。

カラードプラ像座標変換部８は、速度・分散・パワー推定回路１９から受けた走査線ごとの血流の速度信号およびパワー信号のデータ列を直交座標系のデータ列に座標変換する機能と、座標変換後の血流の速度信号およびパワー信号を画像合成回路９に与える機能とを有する。

画像合成回路９は、Ｂモード像座標変換部７およびカラードプラ像座標変換部８から入力したＢモード信号、血流の速度信号およびパワー信号のうち、表示モニタ１１に表示させる画像に用いる信号を決定し、決定した信号の値の大きさに応じて所定の色及び輝度を割り当てることにより、Ｂモード信号値からＢモード像を、速度信号値から速度像を、パワー信号値からパワー像をそれぞれ生成する機能と、生成したＢモード像に速度像および／またはパワー像を合成して表示モニタ１１に出力する機能とを有する。

制御回路１０は、超音波診断装置１の動作に関する制御を行う機能を有し、入力装置１２からの情報に従ってスキャン条件を設定し、設定したスキャン条件に従って送信回路３および受信回路４に制御信号を与えて制御することができるように構成される。制御回路１０によって設定されるスキャン条件は、Ｂモード像用のスキャンとカラードプラ像用のスキャンとをそれぞれ異なるスキャン間隔、すなわち異なるパルス繰返し周期で行うものである。

通常、カラードプラ像用の走査線数はＢモード像用の走査線数よりも少なく設定される。従って、Ｂモード像用の１回のスキャンに要する時間よりもカラードプラ像用の１回のスキャンに要する時間の方が短い。また、カラードプラ像の表示フレームレートおよび折り返し速度を増加させるために、実用的にはカラードプラ像用のパルス繰返し周期は、Ｂモード像用のパルス繰返し周期よりも短く設定される。従って、Ｂモード像用のスキャンの間に複数回に亘って繰返しカラードプラ像用のスキャンが実行されるようにスキャン条件が設定される。

ただし、理論的には、Ｂモード像用のスキャンとカラードプラ像用のスキャンとが任意数回（１回を含む）ずつ交互に行われるようにスキャン条件を設定することも可能である。ここでは、Ｂモード像用のスキャンの間に複数回に亘って繰返しカラードプラ像用のスキャンが実行される場合について説明する。

また、カラードプラ像用のスキャンは、Ｂモード用のスキャンに続いて行われる場合と、カラードプラ像用のスキャンに続いて行われる場合とがある。このため、カラードプラ像用のスキャンは不等間隔で実行される。具体的には異なる２つのパルス繰返し周期でカラードプラ像用のスキャンが繰返し実行される。

次に超音波診断装置１の動作および作用について説明する。

まず、入力装置１２からの情報により制御回路１０においてスキャン条件が設定される。

図２は、図１に示す制御回路１０において設定されるスキャン条件の一例を示す図である。

図２において横軸はラスタ方向を示し、縦軸は送信タイミングを示す。また、図２中の左に傾斜した斜線部は、Ｂモード像用に送信される超音波のタイミングを、塗りつぶした部分はカラードプラ像用に送信される超音波のタイミングを、右に傾斜した斜線部はカラードプラ像用に送信されるダミー超音波のタイミングをそれぞれ示す。制御回路１０において設定されるスキャン条件は以下のようなものである。

最初にＢモード像の全領域に渡って１回スキャンする。従って、図２に示すように、Ｂモード像用の超音波は、続けて全てのラスタ方向（走査線）に送信される。図２は、２０回に亘って異なるラスタ方向に超音波が送信される例を示している。

次に、カラードプラ像用のダミー超音波の送信を行う。図２では、ダミー超音波が１回送信される例を示している。

次に、カラードプラ像用のスキャンを全領域に渡って複数回スキャンする。従って、図２に示すように、カラードプラ像用の超音波が、続けて全てのラスタ方向（走査線）に送信される。そして、再び全てのラスタ方向にカラードプラ像用の超音波が送信される。このような全てのラスタ方向へのカラードプラ像用の超音波の送信が周期Ｔ１で任意数回繰返し実行される。図２は、１６回のカラードプラ像用の超音波の送信が周期Ｔ１で４回繰り返して実行される例を示している。

尚、前述のダミー超音波は、Ｂモード用のスキャンからカラードプラ像用のスキャンに移行する際に、Ｂモード用のスキャンによって生じた超音波エコーの影響がMTIフィルタにおいて強調されないように送信されるものである。

そして、このようなＢモード像用のスキャンと、複数回のカラードプラ像用のスキャンとが繰返し実行される。従ってＢモード用のスキャンの繰返し周期、すなわちＢモード像の表示フレームレートＴＢは、カラードプラモード用のスキャンの回数とＢモード像用のスキャンの走査線数に応じた値となる。また、Ｂモード用のスキャンを間に挟んで実行されるカラードプラモード像用のスキャンの繰返し周期Ｔ２は、カラードプラモード像用のスキャンに続いて実行されるカラードプラモード像用のスキャンの繰返し周期Ｔ１よりもＢモード像用のスキャンおよびダミー超音波の送信に要する時間だけ長く設定されることとなる。

特に、カラードプラモード像用のスキャンの繰返し周期Ｔ１、Ｔ２をＢモード像用のスキャンの繰返し周期よりも短く設定すれば、Ｂモード像の表示フレームレートＴＢ（画像更新フレームレート）よりもカラードプラモード像の更新フレームレートの方を速くすることができる。つまり、一瞬の逆流の観察等の目的のために、Ｂモード像の更新フレームレートに比べて、より速いことが要求されるカラードプラモード像の更新フレームレートを速く設定することができる。

このように設定されたスキャン条件に従ってスキャンが実行されるように制御回路１０は、送信回路３および受信回路４その他必要な機器に制御信号を与えて超音波診断装置１の動作を制御する。このため、送信回路３は、レートパルスを繰返し発生し、各走査線方向に超音波ビームを集束するために必要な遅延時間をレートパルスに与える。このレートパルスは、送信回路３のパルサに与えられる。そして、レートパルスを受けたタイミングでパルサから超音波プローブ２の各圧電振動子に電圧パルスが印加される。これにより、超音波プローブ２からスキャン条件に従ってＢモード像用の超音波とカラードプラ像用の超音波がそれぞれ間欠的に走査線ごとに送信される。

そうすると、被検体内では、超音波エコーが発生し、超音波プローブ２の各圧電振動子において受信される。各圧電振動子では、超音波エコーが電気信号に変換され、超音波エコー信号として受信回路４に与えられる。受信回路４では、超音波エコー信号の増幅、ＡＤ変換および整相加算が行われ、超音波エコー信号はＩＱ信号に変換される。そして、受信回路４からＢモード処理系５およびカラードプラ処理系６にＩＱ信号が出力される。

Ｂモード処理系５では、エコーフィルタ１３において、ＩＱ信号のフィルタ処理により適切な帯域のＩＱ信号が抽出される。フィルタ処理後のＩＱ信号は、検波回路１４に与えられて検波され、Ｂモード信号が求められる。Ｂモード信号は、ＬＯＧ圧縮回路１５に与えられ、対数変換による圧縮処理がＢモード信号に施される。圧縮処理後におけるＢモード信号は、Ｂモード像座標変換部７に与えられる。

Ｂモード像座標変換部７では、走査線ごとのＢモード信号のデータ列が直交座標系のデータ列に座標変換され、座標変換後のＢモード信号が画像合成回路９に与えられる。

一方、カラードプラ処理系６では、受信回路４からＩＱ信号として取得したドプラ信号がＣＴＢ１６に順次記憶される。ＣＴＢ１６では、各ラスタ位置におけるデータがMTIフィルタ１７に必要な入力データ数分をカバーする数だけ記憶される。ここで、カラードプラ像用のスキャンの繰返し周期はＴ１とＴ２の２通りであるため、連続して実行されるカラードプラ像用のスキャンの回数を超える数のデータがＣＴＢ１６に記憶されると、ＣＴＢ１６に記憶されるデータは時間的に不等間隔となる。例えば図２に示すスキャン条件では、カラードプラ像用のスキャンが４回続けて実行されるため、各ラスタ位置におけるデータがＣＴＢ１６に少なくとも５個以上記憶されるとデータは時間的に不等間隔となる。

MTIフィルタ１７への入力データ数は、連続して実行されるカラードプラ像用のスキャンの回数を超える数が実用的であるため、ＣＴＢ１６には、MTIフィルタ１７の入力データ数分をカバーするために必要な各ラスタ位置における時間的に不等間隔のドプラ信号のデータ列が記憶される。従って、ＣＴＢ１６には、最大無限長のデータを記憶させることが可能であり、かつ最大無限長のデータをMTIフィルタ１７への入力データとして使用することが可能である。

そして、予め指定された数のデータがＣＴＢ１６に記憶されると、指定された数のデータで構成されるデータ列がMTIフィルタ１７に入力される。

図３は、図１に示すMTIフィルタ１７に入力される、あるラスタ位置におけるデータ列の一例を示す図である。

図３において横軸は超音波の送受タイミングを示し、塗りつぶし部分は送信される超音波を示す。図２に示すような複数回のカラードプラ像用のスキャンの間にＢモード像用のスキャンが挿入されたスキャンでは、カラードプラ像用の超音波の送受タイミングが等間隔ではないため、MTIフィルタ１７に入力されるカラードプラ像用のデータ列も等間隔サンプリングにより得られたデータ列とはならない。

そして、図２に示すスキャンの場合には、図３に示すように、繰返し周期Ｔ１で４つのデータがサンプリングされた後、繰返し周期Ｔ２で次のデータがサンプリングされる。そして、このような異なる繰返し周期Ｔ１，Ｔ２でデータがサンプリングされる。

このような不等間隔のデータ列がＣＴＢ１６に記憶されるが、任意数のデータ列をMTIフィルタ１７に入力することができる。例えば、１２個のデータ列をMTIフィルタ１７への入力データとする場合には、図３に示す実線の矢印の範囲に示すデータ列がMTIフィルタ１７への１回の入力データとなる。この場合に、MTIフィルタ１７に入力されるデータ列の隣接するデータ間の時間差は、[T1,T1,T1,T2,T1,T1,T1,T2,T1,T1,T1]となる。

そして、MTIフィルタ１７では、このような不等間隔の入力データに対して式（３）に示すMTIフィルタ処理が実行される。
［数３］
y=Wx (3)
ただし、式（３）において、yはMTIフィルタ１７の出力列ベクトル、xは、MTIフィルタ１７の入力データ列ベクトル、Wは、MTIフィルタ１７のフィルタ行列である。また、入力データ列ベクトルとなる不等間隔のデータ列（ドプラ信号）を多項式近似し、多項式近後の信号を多項式近前の原信号から減算した結果が血流信号を表す出力列ベクトルであるものとするとMTIフィルタ１７のフィルタ行列Wは、式（４−１）および式（４−２）により行列Aを用いて求めることができる。

ただし、Iは単位行列、^Tは転置号列、^-1は逆行列をそれぞれ表す。また、式（４−１）および式（４−２）は、２次多項式を用いた最小２乗法により入力データ列ベクトルを近似（フィッティング）する場合の式である。すなわち、行列Aを式（４−１）のように定義すると、MTIフィルタ１７のフィルタ行列Wは、式（４−２）で計算することができる。

このようなフィルタ行列Wによってフィルタ処理され、得られた血流信号の出力列ベクトルは演算回路１８に与えられる。

ここで、MTIフィルタ１７の出力列ベクトルyを、式（５−１）のように表すと、演算回路１８では、式（５−２）の計算が実施される。

すなわち、演算回路１８は、MTIフィルタ１７の出力列ベクトルyの要素のうち隣接時間差がT1のM個のデータのみを使用して式（５−２）により血流の速度、パワー、分散の計算に必要な中間データacを求める。尚、式（５−２）では、隣接時間差がT1のデータの全てを中間データacの計算に用いたが、一部のデータのみを利用して中間データacを計算してもよい。例えば、端のデータは誤差が大きい場合があるため、式（５−２）においてi=5,6,7として中央のデータのみを中間データacの計算に利用するようにすれば、中間データacの計算精度を向上させることができる。

次に演算回路１８は、求めた中間データacを速度・分散・パワー推定回路１９に与える。そうすると、速度・分散・パワー推定回路１９では、中間データacに基いて式（６−１）により血流の速度Vが、式（６−２）により血流のパワーPが、式（６−３）により血流の分散Varがそれぞれ計算される。

式（６−１）により得られる血流の速度は、−π〜＋π値を取る規格化速度である。実際の折り返し速度は、式（２）の表示周期Tにカラードプラ像用の超音波の送受周期T1を代入した値となる。つまり、カラードプラ像用の超音波の送受周期はT1,T2の２通りであるが、血流の速度、パワー、分散の計算に必要な中間データacを求める式（５−２）において、間隔T1のパルスペアのデータしか使用しないため、血流の折り返し速度を送受周期T1によって決定できるようにすることができる。

このように速度・分散・パワー推定回路１９において順次計算される血流の速度V、パワーP、分散Varと、計算に用いられるデータを得るための超音波の送受タイミングとの関係を図３に示すと、点線の矢印のように表すことができる。すなわち、MTIフィルタ１７への１組の入力データ列とされる実線の矢印で示す範囲のデータから血流の速度V、パワーP、分散Varがそれぞれ求められる。従って、図２に示すスキャンにおいて、Ｂモード像の表示フレーム周期と同じ周期で血流の速度V、パワーP、分散Varといった血流情報を出力させることが可能となる。

そして、速度・分散・パワー推定回路１９は、計算により得られた血流の速度およびパワーをそれぞれ走査線ごとの速度信号およびパワー信号のデータ列としてカラードプラ像座標変換部８に与える。カラードプラ像座標変換部８は、速度・分散・パワー推定回路１９から受けた走査線ごとの血流の速度信号およびパワー信号のデータ列を直交座標系のデータ列に座標変換し、座標変換後の血流の速度信号およびパワー信号を画像合成回路９に与える。

画像合成回路９は、Ｂモード像座標変換部７およびカラードプラ像座標変換部８から入力したＢモード信号、血流の速度信号およびパワー信号のうち、表示モニタ１１に表示させる画像に用いる信号を決定し、決定した信号の値の大きさに応じて所定の色及び輝度を割り当てることにより、Ｂモード信号値からＢモード像を、速度信号値から速度像を、パワー信号値からパワー像をそれぞれ生成する。次に、画像合成回路９は、生成したＢモード像に速度像および／またはパワー像を合成して１枚の合成画像を作成する。そして、画像合成回路９は、作成した合成画像を表示モニタ１１に与える。この結果、表示モニタ１１には、Ｂモード像に速度像および／またはパワー像が重畳された合成画像が表示される。

つまり、以上のような超音波診断装置１は、Ｂモード像用の超音波の送信条件とカラードプラ像用の超音波の送信条件が異なる場合に、Ｂモード像用のスキャンを挟んでカラードプラ像用のスキャンを行い、フレーム間にまたがってカラードプラ像用のデータを利用することでMTIフィルタ１７の性能の向上およびＳ／Ｎの改善を図るものである。また、カラードプラ像用のデータ列がＢモード像用のスキャンを挟んで収集されるために等間隔ではなくなるが、フレーム間にまたがるデータに対して多項式フィッティング等の近似を利用したMTIフィルタ１７を使用するようにしたものである。

このため、超音波診断装置１によれば、表示フレームレートを低下させることなく最大無限長のドプラデータをMTIフィルタ１７の入力データ列として利用することができる。従って、組織からの動きの少ない信号成分を抑圧し、より低流速の血流を静止した組織から良好な分離能で検出することができる。加えて、血流の速度、パワーおよび分散等の血流情報の推定に使用するデータ数も最大無限長まで拡大することが可能となるため、Ｓ／Ｎ比を向上することができる。また、血流情報の推定には、短い周期T1で収集されたデータのみを使用するため、折り返し速度の低下を抑えることができる。

従来の超音波診断装置においても、Ｂモード像用のスキャンを挟んでカラードプラ像用のスキャンを複数回に亘って行うスキャン条件が考案されている。しかし、従来の超音波診断装置では、カラードプラ像用のスキャンにおいて得られるデータが時間的に等間隔であることを前提としており、Ｂモード像用のスキャンによって欠落したデータの推定を行っている。従って、従来の超音波診断装置では、Ｂモード像用のデータのスキャン時間が、カラードプラ像用のスキャン時間の整数倍である必要があるという制約がある。

これに対し、図１に示す超音波診断装置１では、データの推定を行わないため、推定処理が不要となり、処理量を軽減することができる。加えて、不等間隔のデータ列をMTIフィルタ１７の入力データ列として利用するものであるため、Ｂモード像用のデータのスキャン時間には制約がない。

また、従来の超音波診断装置では、パケット内のデータ数を４〜１６程度として等間隔サンプリングし、パケット内でMTIフィルタを掛けることによって、最終的に１パケットあたり１組の速度、分散、パワー等の血流情報を得ている。

これに対して、図１に示す超音波診断装置１では、パケットという概念がなく、最大無限長のデータをMTIフィルタ１７の入力データ列として使用可能である。

次に、MTIフィルタ１７への入力データ列の変形例について説明する。

図４は、図１に示すMTIフィルタ１７に入力される、あるラスタ位置におけるデータ列の別の例を示す図である。

図４において横軸は超音波の送受タイミングを示し、塗りつぶし部分は送信される超音波を示す。図４に示すように、MTIフィルタ１７に入力されるデータ列は、任意に設定することができる。図４に示す入力データ列は、図３に示す入力データ列とデータ数が同一であるがMTIフィルタ１７へのデータ列の入力周期が異なる。すなわち、図３に示すデータ列は、４つのデータが収集される度にMTIフィルタ１７にデータ列が入力されるが、図４に示すデータ列は、１つのデータが収集される度にMTIフィルタ１７にデータ列が入力される。

図４に示す周期でデータ列をMTIフィルタ１７に入力するようにすれば、１フレームのＢモード像を表示する間に、Ａ、Ｂ、Ｃ，Ｄで示す４つのデータ列がMTIフィルタ１７に入力されるため、４フレームの血流情報を出力することが可能である。

また、図３および図４では、１２のデータ列に対してMTIフィルタ１７を掛け、MTIフィルタ１７の出力データ列から血流の速度、分散、パワーといった血流情報を計算する例を示したが、MTIフィルタ１７を掛けるデータの数および血流情報の計算に使用するデータの数は無限に拡張可能である。

ただし、MTIフィルタ１７に入力されるデータの数には、フィルタ行列Ｗのサイズという制限があるので、ハードウエアあるいはソフトウエアの実現範囲内である必要がある。しかし、MTIフィルタ１７に入力されるデータの数と血流情報の計算に使用するデータの数は同じである必要はない。従って、MTIフィルタ１７に入力されるデータの数よりも多くのデータを使用して血流情報を計算するようにしてもよい。

図５は、図１に示すMTIフィルタ１７に入力されるデータの数よりも血流情報の計算に使用するデータの数を多くした例を示す図である。

図５において横軸は超音波の送受タイミングを示し、塗りつぶし部分は送信される超音波を示す。図５に示す例では、MTIフィルタ１７に入力されるデータの数を１２として１２個のデータを有するデータ列をMTIフィルタ１７の出力データ列とする一方、血流情報の計算にはMTIフィルタ１７から出力された２４個のデータを使用している。すなわち、１２個のデータで構成されるMTIフィルタ１７の出力データ列Ｄ１と一部共通の１２個のデータで構成されるMTIフィルタ１７の出力データ列Ｄ２の双方を利用することによって、２４個のデータで構成されるデータ列から血流の速度、分散、パワーといった血流情報を推定することができる。

このように、血流情報の推定に使用するデータの数には制限がない。また、血流情報の推定は、式（７−１）、式（７−２）、式（７−３）に示すような重み付き加算を伴うIIRフィルタによる無限長のデータに対する演算により行うこともできる。

ただし、ac(n)は式（５−２）によりn番目に得られる中間データacの値を、P(n)は、式（６−２）により得られるn番目の血流のパワーを示す。そして、式（７−１）、式（７−３）に示すような重み係数βを用いた中間データacおよび血流のパワーP(n)の重み付け加算によって、血流情報の指標となる中間データac2(n)および血流のパワーP2(n)を過去の中間データac2(n-1)および血流のパワーP2(n-1)からそれぞれ求めることができる。また、式（７−２）に示すように中間データac2(n)から血流の速度V2(n)を求めることもできる。

血流の速度情報に対してこのような重み付け加算処理を行うと血流の拍動情報を損なう場合があるが、血流のパワー情報はある閾値を設けて血流のあり／なしの判定に使用されるのみで、実際のカラードプラ像の描画には使用されない場合が多い。このため、血流のパワー情報については式（７−３）により無限長のデータを使用することによりＳ／Ｎ比の改善を図ることができる。

次に、制御回路１０において設定されるスキャン条件の変形例について説明する。

図６は、図１に示す制御回路１０において設定されるスキャン条件の変形例を示す図である。

図６において横軸はラスタ方向を示し、縦軸は送信タイミングを示す。また、図６中の左に傾斜した斜線部は、Ｂモード像用に送信される超音波のタイミングを、塗りつぶした部分はカラードプラ像用に送信される超音波のタイミングを、右に傾斜した斜線部はカラードプラ像用に送信されるダミー超音波のタイミングをそれぞれ示す。

図６に示すように、Ｂモード像用のスキャンの間に連続して実行されるカラードプラ像用のスキャン範囲を一部のラスタとし、ラスタ位置をシフトしつつ複数回のスキャンに分けて全領域をスキャンするようにスキャン条件を設定することができる。図６の例では、カラードプラ像用の連続するスキャン範囲が互いに異なる２つのラスタ群で構成されるラスタブロックに分割されている。そして、Ｂモード像用のスキャンの間において、１番目のラスタブロックに属する８つのラスタ方向へのカラードプラ像用のスキャンが送信タイミングT1だけ時間的にシフトして４回行われた後、２番目のラスタブロックに属する残りの８つのラスタ方向へのカラードプラ像用のスキャンが送信タイミングT1だけ時間的にシフトして４回行われる。また、ラスタブロックを変えてカラードプラ像用のスキャンを行う場合には、初めにダミー超音波が送信される。

図６のように、カラードプラ像用のスキャンにおいて全てのラスタ方向に続けて超音波を送信せずに、一部のラスタ方向に続けて複数回に亘って超音波を送信した後、他の一部のラスタ方向に続けて複数回に亘って超音波を送信するようなスキャン条件を設定すれば、Ｂモード像用のスキャンの間において行われるカラードプラ像用のスキャンの周期T1を短くすることができる。図６の例では、Ｂモード像用のスキャンの間において行われるカラードプラ像用のスキャンの周期T1が図２に示す周期T1の半分になっている。その代わりにカラードプラ像用のスキャンを挟んで行われるカラードプラ像用のスキャンの周期T2は、図２に示す周期T2よりも長くなっている。

図６に示すような複数のラスタブロックに分割したスキャンによってカラードプラ像用のデータが得られた場合であっても、上述のように式（３）、式（４−１）、式（４−２）、式（５−１）、式（５−２）、式（６−１）、式（６−２）、式（６−３）によりMTIフィルタ１７を掛けた後、血流の速度VやパワーP等の血流情報を推定することができる。一方、折り返し速度は周期T2に依らず周期T1で決定されるので、周期T1を短くすることによって、折り返し速度を大きくすることができる。つまり、例えば図６に示すスキャン条件における折り返し速度は図２に示すスキャン条件における折り返し速度の２倍に向上している。

本発明に係る超音波診断装置の実施の形態を示すブロック構成図。図１に示す制御回路において設定されるスキャン条件の一例を示す図。図１に示すMTIフィルタに入力される、あるラスタ位置におけるデータ列の一例を示す図。図１に示すMTIフィルタに入力される、あるラスタ位置におけるデータ列の別の例を示す図。図１に示すMTIフィルタに入力されるデータの数よりも血流情報の計算に使用するデータの数を多くした例を示す図。図１に示す制御回路において設定されるスキャン条件の変形例を示す図。従来の超音波診断装置を用いた交互スキャンによる走査方法の例を示す図。従来の超音波診断装置を用いた交互スキャンによる走査方法の別の例を示す図。従来の超音波診断装置を用いた交互スキャンにおいてカラーアンギオ画像用のスキャンの周期を短くした例を示す図。

符号の説明

１超音波診断装置
２超音波プローブ
３送信回路
４受信回路
５Ｂモード処理系
６カラードプラ処理系
７Ｂモード像座標変換部
８カラードプラ像座標変換部
９画像合成回路
１０制御回路
１１表示モニタ
１２入力装置
１３エコーフィルタ
１４検波回路
１５ＬＯＧ圧縮回路
１６ＣＴＢ（Corner Turning Buffer）
１７ MTIフィルタ
１８演算回路
１９速度・分散・パワー推定回路

Claims

被検体のＢモード像用に所定の周期で繰返し行われる複数の第１のスキャンと、血流情報の２次元分布を得るために前記各第１のスキャンの間で第１の周期で続けて所定数回繰返し行われ、かつ前記各第１のスキャンを挟んで第２の周期で繰返し行われる複数の第２のスキャンとをそれぞれ実行するスキャン実行手段と、
前記複数の第２のスキャンにより得られる反射信号からドプラ信号を順次得るドプラ信号取得手段と、
前記ドプラ信号取得手段によって、前記各第１のスキャンを挟んで前記第１の周期および前記第２の周期で収集された複数のドプラ信号を１グループのドプラ信号列としてラスタ方向ごとに記憶する記憶手段と、
前記記憶手段から前記１グループのドプラ信号列を読出して、動きの少ない信号成分を除去することによって前記１グループのドプラ信号列に基づいて血流信号を得る除去手段と、
前記血流信号から血流情報を得る血流情報取得手段と、
前記第１のスキャンによって得られる反射信号からＢモード像を得るＢモード像生成手段と、を備え、
前記スキャン実行手段は、前記血流情報の２次元分布を得るためのスキャン領域を構成する複数のラスタを複数のラスタブロックに分類して、前記複数の第２のスキャンを前記ラスタブロックごとに順番に走査することで、前記各第１のスキャンの間で、前記血流情報の２次元分布を得るためのスキャン領域を構成する複数のラスタ全体について前記複数の第２のスキャンを実行することを特徴とする超音波診断装置。
前記除去手段は、前記１グループのドプラ信号列に対して、多項式フィッティングすることによって前記動きの少ない信号成分を除去するように構成されることを特徴とする請求項１記載の超音波診断装置。
前記血流信号から血流のパワーおよび前記血流情報の２次元分布を得るための中間データを求める演算手段と、
前記演算手段により求められた前記血流のパワーおよび前記中間データに対して、最大無限長までのデータを使用してフィルタ演算を行うフィルタ手段と、
をさらに有することを特徴とする請求項１記載の超音波診断装置。
前記スキャン実行手段は、前記Ｂモード像の画像更新フレームレートよりも前記血流情報の２次元分布を示す画像の更新フレームレートの方が速くなるように前記第１のスキャンを行う前記所定の周期よりも前記第１の周期および前記第２の周期を短くして前記複数の第２のスキャンを実行するように構成されることを特徴とする請求項１記載の超音波診断装置。
前記記憶手段は、前記第２のスキャンによって、前記第１の周期あるいは前記第２の周期で反射信号を得るたびに、複数のドプラ信号列を新たなグループのドプラ信号列として記憶し、
前記除去手段は前記グループ毎に前記除去を行い、前記血流信号を得ることを特徴とする請求項１乃至４のいずれか１項に記載の超音波診断装置。
前記除去手段は、前記１グループのドプラ信号列を構成する前記ドプラ信号の数に対応した複数の血流信号を出力するものであって、
前記血流情報取得手段は、前記複数の血流信号のうち、少なくとも最初と最後の前記血流信号を除いた血流信号を用いて前記血流情報を得ることを特徴とする請求項１乃至５のいずれか１項に記載の超音波診断装置。
前記血流情報取得手段は、前記血流信号に重み付け加算を施した信号列に基づいて血流情報を得るものであって、
前記血流情報に基づいて、血流のあり／なしを判別する判別手段と、
をさらに備えることを特徴とする請求項１乃至６のいずれか１項に記載の超音波診断装置。