JP5241980B2 - 超音波診断装置 - Google Patents

Description

本発明は、カラードプラ対応の超音波診断装置に係り、特に血流からのパワーを表示するパワードプラ画像の性能向上に関するものである。

血流を２次元的に表示する方法として、カラードプラ法がある。カラードプラ法では、血液の流れにより生じるドプラシフト（周波数偏移）を抽出して、そのドプラシフトから平均流速、分散、パワーという３種類の血流情報を発生する。この血流情報に関する２次元の画像をカラーで表示する。典型的には、このカラー画像は、モノクロの断層像（Ｂモード画像）に重ねられる。

なお、ここでは、血流のパワー情報を表示する方法をパワードプラ法と称し、血流の速度、分散情報を表示する方法をカラードプラ法と称して、両者を区別する。

パワードプラは、感度および分解能が、カラードプラよりも優れている。従って、主に、心臓以外の部位の表示方法として好まれる傾向がある。

しかし、パワードプラ（カラードプラも同様）では、組織の形態を映像化するＢモードに比べて、フレームレート（時間分解能）がかなり低くなる。また、パワードプラは、距離分解能が、Ｂモードよりも劣る。

パワードプラの距離分解能がＢモードに比べて劣る原因はいくつかあるが、主な原因は、クラッタ信号に比べて血流信号がかなり小さいために、波連長を長く設定する必要があることにある。また、受信に際しては、狭帯域でフィルタをかける。このように波連長を長くするので、距離分解能の低下は避けられない。

また、カラードプラやパワードプラの時間分解能がＢモードよりも低い主な原因は、カラードプラやパワードプラでは、同一方向に超音波パルスの送受信を何回も繰り返すことにある。通常は８乃至２０回、典型的には１６回繰り返す。この繰り返し回数は、アンサンブル数と称される。このアンサンブル数が少ない場合には、ウォールフィルタでクラッタが完全に除去されずに残るという問題がある。このためにアンサンブル数をあまり少なくすることができない。従って、時間分解能の向上は望めない。

ところで近年、マイクロバブルを主成分とする超音波造影剤を経静脈に注入して超音波診断を行いうコントラストエコー法が脚光を浴びている。その映像法としては大きく、ハーモニックスＢモード法、基本波による通常のパワードプラ法、ハーモニックスパワードプラ法の３通りがある。これら３つの方法の中では、基本波によるパワードプラ法が最も血流感度が高いが、コントラストエコーの場合は、組織内血流、つまりパヒュージョンを観察する場合が多いので、基本波によるパワードプラ法ではクラッタが問題になることが多い。

ハーモニックスパワードプラ法の場合、クラッタがなくなるという有利があるものの、分解能はハーモニックスＢモードより劣り、また感度も大きな差がないことから、一般にハーモニックスＢモードが使用される場合が多い。コントラストエコー法の場合は、血管内に入った造影剤がエコーを増強するので、Ｂモードでも血流を観察することができるのである。

コントラストエコー法でパヒュージョンを効果的に映像化するためには、超音波の被検体におけるパワーを表すＭＩ値（Mechanical Index）を高く設定することが有効である。通常、組織内血流からの反射エコーは小さいのであるが、高いＭＩ値で超音波を送信することで、マイクロバブルを壊し、強い反射エコーを発生させることができる。これによりパヒュージョンを効果的に映像化することができる。その半面、高いＭＩ値の超音波は殆どのマイクロバブルを崩壊してしまうので、フレッシュなマイクロバブルの流入を待って次の超音波送信を行う必要がある。そのため高いＭＩ値で超音波送信を間欠的に繰り返すいわゆるフラッシュエコー法が開発されている。このフラッシュエコー法は、特開平８−２８０６７４号公報に開示されている。しかし、このフラッシュエコー法は、時間分解能が低いというデメリットを有している。

このデメリットを解決するためにパワーパルスインバージョン法が開発されている。この方法では、バブルをあまり壊さないように、低いＭＩ値で超音波が送信される。この低いＭＩ値による血流の感度低下を、基本波のクラッタを除去するとともに、血流信号として基本波と高調波との両方を利用することで補っている。つまり、この方法は、高調波と共に基本波を使って血流を映像化するので、従来のハーモニックスドプラ法に比べて感度が向上する。また、パワードプラ法は、血流の描出感度がＢモードよりも高いので、低いＭＩ値でバブルをあまり壊さないで連続送信しながらパヒュージョンを観察することが可能になった。しかし、分解能はＢモードの血流表示には及ばない。

コントラストエコー法において距離分解能を向上させるために、パワードプラのバースト波数をＢモード法のように１〜２波にすることが試みられている。しかし、距離分解能は、Ｂモードのそれには及ばない。

一方、Ｂモードで直接的に血流をイメージングする方法が、特開平１１−３１８９０２号公報に開示されている。この方法は、Ｂモード帯域（ＤＣ付近）の成分の一部をウォールフィルタをスルーさせることで、組織像と血流像とを同時に表示するものである。この方法では、組織像と血流像が完全に同一パルスから作られるために、組織像の分解能（高周波で広帯域パルスが有効）と血流像のペネトレーション（低周波で狭帯域が有効）を両立することが困難であるという問題がある。

発明が解決しようとする課題

本発明の目的は、パワードプラにおいて、距離分解能の向上、感度の向上、クラッタ除去効果の向上、およびフレームレートの向上を図ることにある。

課題を解決するための手段

本発明に係る超音波診断装置は、超音波プローブと、前記超音波プローブを介して被検体を超音波で走査する送受信手段と、前記送受信手段から出力される受信信号に基づいてＢモードデータを発生するＢモード処理手段と、前記送受信手段から出力される受信信号であって、バースト波数が前記Ｂモードデータと同一又は略同一であって、アンサンブル数が２〜１０の中のいずれかであるという送信条件のもとで収集された受信信号に基づいてパワードプラデータを発生するパワードプラ処理手段と、前記Ｂモードデータと前記パワードプラデータとを部分的に合成して、１フレームの合成画像データを発生する合成手段とを具備したことを特徴とする。

以下、図面を参照して本発明による超音波診断装置を好ましい実施形態により説明する。
まず、本発明の特徴について簡単に説明する。本発明は、以下の処理を行うことを特徴とする。
（１）パワードプラモードに際して、Ｂモードと同等の１又は２波駆動の送信パルスを使用する。好ましくは２波駆動である。換言すると、パワードプラモード時には、Ｂモードと同等に、短い波連長で広帯域の送信パルスを使用する。
（２）パワードプラモード時のアンサンブル数は、２−１０の中から選択され、好ましくは２−６の中から選択され、更に最も好ましいのは４である。なお、ドプラモードでは、同一方向に超音波パルスを何度も繰り返して送信することが必要とされるが、この繰り返し回数が、アンサンブル数と称される。カラードプラモードのアンサンブル数は、８−２０回、典型的には１６回である。
（３）Ｂモード専用の送信は行わず、パワードプラモードで収集した受信信号をパワードプラ処理とＢモード処理とで共用する。
（４）（３）において、Ｂモード用のビームを作成するのに、パワードプラ用に送信した同一方向のビームを使用して平均演算処理を行う。
（５）同じ受信信号から生成され、スキャンコンバートされたＢモード画像とパワードプラ画像とを部分的に合成して１フレーム分の画像を発生するに際して、画素ごとにＢモード画像の画素値とパワードプラ画像の画素値とを比較し、その高いほうの値を選択する。

上記５つの特徴について以下に補足説明をする。
（１´）パワードプラ用の送信パルスとして、Ｂモードと同等の１又は２波駆動の送信パルスを使用することで、パワードプラ画像がＢモード画像と本質的に同等の情報を持つことができる。例えばウォールフィルタをスルーにすれば、パワードプラ画像とＢモード画像とはほぼ同じ画像になる。このことは、画像の合成方法と密接な関係がある。

（２´）ドプラのアンサンブル数は、通常、８−２０に設定される。アンサンブル数が少ないと、ウォールフィルタでクラッタを十分に除去できない。しかし、本発明では、このアンサンブル数を非常に少ない例えば４に設定する。これによりクラッタ成分が多く残留するが、このクラッタは組織の動きに由来した情報、つまりＢモードと略同等の組織情報である。従って、パワードプラ画像とＢモード画像とを部分的に合成することで、組織形態がパワードプラ画像部分とＢモード画像部分とで連続的につながる。また、アンサンブル数を少なくとすることで、時間分解能（フレームレート）の向上を図ることができる。

（３´）パワードプラモードとＢモードとで送信条件でがまったく同じでよいとき、Ｂモードのための超音波パルスをパワードプラモードのための超音波パルスとは別個にで送信する必要が無く、超音波パルスの送信を両モードで共用することができる。

（４´）パワードプラモードとＢモードとで送信条件でがまったく同じでよいとき、Ｂモード画像を作成するビームとして１本だけを使用するのではなく、同一方向のビーム全て使用することができる。アンサンブル数が４のとき、各方向のビーム数は４であり、この４つの信号を検波前に加算することにより、Ｓ／Ｎを向上することができる。また、４つの信号を異なる受信フィルタ特性を通し、検波し、加算することにより、スペックルノイズを虚序することも可能である。

（５´）従来の問題で示したコントラストエコー法において、パワードプラ法の駆動条件をＢモードのように１波で行っても、高い距離分解能が得られなかった原因について考える。もちろん距離方向のフィルタはＢモードと同条件に設定する。コントラストエコー法なので、比較的高い血流感度が確保されている。高い距離分解能が得られなかった原因は、パワードプラ画像とＢモード画像との合成方法にある。パワードプラ画像とＢモード画像とを合成する方法としては、従来は、画素ごとにパワードプラ画像の画素値とＢモード画像の画素値とのいずれかを選択し、それぞれ固有のカラーマップで表示している。選択アルゴリズムとしては、パワードプラ画像の画素値が所定のスレッショルド以上を示す場合、その画素にはパワードプラ画像の画素値を選択し、逆に、パワードプラ画像の画素値が所定のスレッショルド未満を示す場合、その画素にはＢモード画像の画素値を選択する。そのためスレッショルドの設定値に依存して、血流の太さが決定される。つまり、図１に示すように、スレッショルドが過度に低く設定されたとき、血管が実際よりも太く表現され、分解能が低く見える。逆に、スレッショルドが過度に高く設定されたとき、血管が実際よりも細く表現され、感度が低く見える。コントラストエコー法の場合、感度は十分なので、相対的にスレッショルドが低くなり、血管が実際よりも太く表現される傾向が強く、Ｂモード画像よりも分解能が低く見えることになる。スレッショルド処理を排除して、パワードプラ画像を単独で表示する場合には、Ｂモードの組織像が分かり難くなる。また、パワードプラ画像を透過像としてＢモード画像に重ねて表示する場合、微細な血流がＢモード画像に埋もれて見えなくなってしまう。

本発明では、上述した通り、画素ごとにＢモード画像の画素値とパワードプラ画像の画素値とを比較し、その高いほうの値を選択することで、Ｂモード画像とパワードプラ画像とを部分的に合成する。この合成した画像では、パワードプラ画像部分とＢモード画像部分とが滑らかにつながる。これが従来の合成方法と決定的な相違である。このつながりをより滑らかにするためには、表示カラーマップとしては、Ｂモード表示用のグレースケールを使用するのが好ましいと考えられる。このようにスレッショルドを使わないでパワードプラ画像とＢモード画像とを部分的に合成するので、分解能の劣化は原理的に解消され得る。さらに、アンサンブル数を少なくしたことでパワードプラ画像部分にクラッタが残留するが、このクラッタは、Ｂモード画像部分の組織像と滑らかにつながるので、血流像を邪魔するアーチファクトではなく、組織像として有効に活用することができる。上述したように、パワードプラ画像のクラッタは、Ｂモード画像と、本質的に同じ情報である。クラッタは、パワードプラ画像の中では、ノイズ（アーチファクト）として認識されてしまうが、Ｂモード画像と合成することで、ノイズではなく、意味のある情報として活かされる。仮に、ある画素において、パワードプラ画像のクラッタの階調レベルが、Ｂモードの階調レベルよりも高くて、その画素としてクラッタが選択されたとしても、それは組織像として認識することができる。従来、カラードプラ及びパワードプラでは、以下にしてクラッタを除去するかということを最大の課題として様々な技法が試みられてきたが、本発明では、クラッタの残留それ自体が問題にはならず、逆に有効に活用できることになる。また、従来では、フィルタでクラッタを十分除去するために、そのカットオフ周波数を比較的高く設定していて、そのために低速の血流成分がクラッタとともに除去される問題があったが、本発明では、クラッタを除去する必要が無いので、低速の血流に対する感度が向上する。

図２（ａ），図２（ｂ），図２（ｃ）に実際の画像例を示している。図２（ａ）にパワードプラ画像、図２（ｂ）にＢモード画像、図２（ｃ）に合成画像をそれぞれ示している。パワードプラ画像には、血流像とともに、クラッタ（組織像）が含まれている。このクラッタは、合成画像では、Ｂモード画像部分の組織像とつながり、アーチファクトではなく、組織像として認識され得る。

なお、本発明では、組織が非常に高い輝度を示すとき、その高輝度の組織の中に血流が埋もれて隠れて見え難くなってしまうことが想定されるが、本法は本来的にコントラストエコー、つまり超音波造影剤の使用環境下での適用を想定したものであり、この場合、血流エコーが強く、しかも血流がチラチラと時間変動を伴って見えることから、血流像を組織像と容易に識別することができる。なお、このためには、パーシスタンス等のフレーム方向（時間軸方向）の画像処理は行わないことが好ましい。

図３に本発明の好ましい実施形態に係る超音波診断装置のブロック図を示す。超音波プローブ１は、１次元又は２次元に配列された複数の振動子を備えている 。送信回路２は、各振動子に駆動信号（高周波の電圧パルス）を供給する。それにより超音波プローブ１から超音波パルスが送信される。送信回路２は、後述する所定のパルスシーケンスに従って駆動信号を発生する。それにより所定のパルスシーケンスでスキャンオペレーションが行われる。受信回路３は、プローブ１を介して被検体から返ってきたエコー信号を受信し、整相加算処理を行った後、高周波信号からＩ，Ｑの直交信号に変換する。ＩＱ信号は、２系統の増幅器１３ａ，１３ｂを介してＢモード処理ユニット４とパワードプラ処理ユニット５に供給される。増幅器１３ａはＢモード処理ユニット４の入力段に設けられ、また増幅器１３ｂはパワードプラ処理ユニット５の入力段に設けられる。このように増幅器１３ａ，１３ｂを処理ユニット４、５に対してそれぞれ個別に設けたことにより、Ｂモード処理に関するゲインと、パワードプラ処理に関するゲインとを、ゲインコントローラ１５により個別に設定することができる。

Ｂモード処理ユニット４は、Ｂモード画像を発生するために、エコーフィルタ４ａ、検波回路４ｂ、対数圧縮回路（ＬＯＧ）４ｃを備えている。Ｂモード画像としては、送信パルス周波数と同じ基本波の成分を使って生成する方法と、基本波の２倍の周波数成分（２次高調波成分）を使って生成するいわゆるハーモニック法とがある。本実施形態としては、後者のハーモニック法でＢモード画像を生成するものとする。

超音波の各ビームは、ディジタルスキャンコンバータ（ＤＳＣ）６ａでＴＶに表示できる直交座標に変換される。一方、ＩＱ信号はカラードプラ処理ユニット５にも入力され、一度、コーナーターニングバッファ５ａに格納されてから、同一方向へのビームを取り出して、ウォールフィルタ５ｂに送られる。ウォールフィルタ５ａは、ハイパス特性を備えており、静止した組織からのクラッタを除去し、また動いている組織からのクラッタを低減する。なお、ここではウォールフィルタ５ａとしては、クラッタの平均周波数を求めて、その値によってフィルタ係数を適応的に変化させる方式を採用している。

平均化／対数圧縮回路５ｃは、ウォールフィルタ５ａの出力信号列のパワーを平均し、その平均信号を対数圧縮する。この出力信号は、ディジタルスキャンコンバータ６ｂで直交座標に変換される。Ｂモード系のＤＳＣ６ａから出力されるＢモード画像と、パワードプラ系のＤＳＣ６ｂから出力されるパワードプラ画像とは、画像合成ユニット７で部分的に合成され、そして後処理部９を介してディスプレイ８に送られ、濃淡画像として表示される。後処理部９は、ルックアップテーブルを使って入力信号をＲＧＢ信号に変換する。ルックアップテーブルを使い分ける、又はルックアップテーブルのパラメータを切り替えることで、入出力変換特性を変更して、表示ダイナミックレンジを変更する、表示ゲインを変更する、特定の階調を強調する、階調を反転する等の様々な処理を調整することができる。

画像合成ユニット７は、画素ごとにＢモード画像の画素値とパワードプラ画像の画素値とを比較し、その高いほうの値を当該画素の値として選択する機能を備えるものである。画像合成ユニット７は、後処理を受けた画素値どうしで比較する必要がある。そのため画像合成ユニット７は、後処理部９と同じ処理を行うダミーの後処理部１０ａ，１０ｂを備えている。一方のダミー後処理部１０ａはＢモード画像に対して後処理を行い、他方のダミー後処理部１０ｂはパワードプラ画像に対して後処理を行うために設けられている。このようにダミーの後処理部１０ａ，１０ｂを２系統設けたことで、Ｂモードとパワードプラとで並列処理が可能になり、リアルタイム性を確保している。なお、上述したように後処理部９は変換特性が変更可能であるが、これと同様に、ダミーの後処理部１０ａ，１０ｂも変換特性が可変である。後処理部９の変換特性に合わせて、ダミーの後処理部１０ａ，１０ｂの変換特性も変更するために、後処理制御部１４が設けられている。これにより比較回路１１において、実際の表示階調に従って、Ｂモード画像の画素値とパワードプラ画像の画素値とを画素ごとに比較することができる。この比較結果は、マルチプレクサ（ＭＵＸ）１２に出力される。マルチプレクサ１２は、比較回路１１の比較結果に従って、Ｂモード画像の画素値とパワードプラ画像の画素値とを画素ごとに選択的に出力する。なお、後処理部９、ダミーの後処理部１０ａ，１０ｂ、比較回路１１、マルチプレクサ１２、後処理制御部１４は、ＲＡＭ又はＲＯＭで実装するようにしてもよい。

次に、本実施形態の特徴的な部分について詳しく説明する。図４（ａ）にはＢモード単独で超音波走査する場合の超音波パルスの送信波形を示し、図４（ｂ）にはパワードプラモード単独で超音波走査する場合の超音波パルスの送信波形を示している。Ｂモードでは、典型的には、送信パルスの波数（バースト波数）は２（又は１）に設定される。この場合、基本周波数をｆ０とすると、波連長は２／ｆ０で与えられる。一方、パワードプラモードでは、典型的には、バースト波数は４に設定される。この場合、波連長は４／ｆ０で与えられる。なお、ＰＲＦはパルス繰り返し周波数を表している。図４（ｃ）には、Ｂモードも兼ねた新規なパワードプラモードによる超音波パルスの送信波形を示しており、送信回路２から発信する送信パルスの波数（バースト波数）は、Ｂモードの場合と同等の２（又は１）に設定される。

さらに、図５、図６に示すように、同一方向への送信繰り返し回数、つまりアンサンブル数は、４に設定される。つまり、各方向に超音波パルスがそれぞれ４同ずつ繰り返し送信される。このシーケンスでは、Ｂモード専用のパルス送信は行わないで、パワードプラ用の送信と兼用する。Ｂモード表示用に使える受信信号は方向（走査線）ごとにそれぞれ４本ずつあるが、このうちの１本だけを使う。これ以外に、検波回路４ｂ以前の段階で、４本の受信信号を加算平均してもよい。こうすると、Ｓ／Ｎが約６ｄＢ改善する。また、同じ方向の４つの受信信号にそれぞれ異なるエコーフィルタをかけて、ＬＯＧ圧縮回路４ｃの後段で加算平均しても良い。こうすると、スペックルが低減したＢモード画像が得られる。

なお、受信回路３の後段には、Ｂモード画像のゲインと、パワードプラ画像のゲインとを別々に調節可能なように２系統の増幅器１３ａ，１３ｂが設けられており、これによりＢモードの組織像の最高階調と、パワードプラの血流像の最高階調とが、画像合成ユニット７の入力段階で略同等になるようにそれぞれのゲインを調整することができる。画像合成ユニット７では、上述したように、Ｂモード系のＤＳＣ６ａからのＢモード画像とパワードプラ系のＤＳＣ６ｂからのパワードプラ画像の表示階調のうち大きい方を選択的に出力する。この出力をディスプレイ８においてグレースケールで表示する。合成後の画像が最適になるように、画像合成ユニット７には、Ｂモード画像、パワードプラ画像それぞれに適切な階調変換処理を行うためのダミーの後処理部１０ａ，１０ｂが設けられている。パワードプラ画像用の階調変換カーブとしては、振幅の小さいノイズを抑えて、中間階調を広げて、クラッタと思われる振幅の大きい信号を飽和させるようなＳ字型のカーブが適当である。

なお、本方式を実施する場合は、パーシスタンス等のフレーム方向の画像処理を行わないか、ごく弱くすることが好ましい。これは、血流像が時間的に変化して見える様子を強調又は維持するためである。

本実施形態の効果的な使用方法は、超音波造影剤を使用する方法（コントラストエコー法）である。超音波造影剤はパワードプラの血流像の感度を向上させる。Ｂモード単独で見た場合よりも、本実施形態による方式の方が血流描出感度が向上する。しかも、血流の空間分解能はＢモードとほぼ同等である。血流の描出感度が向上しているので、Ｂモード単独で見ていた場合よりも、ＭＩ値を下げる、好ましくは０．３以下に落とすことができる。これにより、バブルから構成されている超音波造影剤の崩壊を少なくすることができ、超音波造影剤の持続時間を長くすることができる。

ＭＩ値を高くした場合でも、従来のＢモードのハーモニックイメージングに比べて優れている。高ＭＩで連続スキャンをした場合に、造影剤のバブルの大部分は崩れてしまって、Ｂモードのハーモニックイメージングで映像化することは困難であるが、本発明ではドプラ法を使用するために、残っている造影剤を交換度に映像化することが可能である。

造影剤使用時に、本実施形態の方法で映像化を行う利点は、血流をリアルタイムで高分解能に表示できる点にある。従来のハーモニック法やパルスインバージョン法では、組織由来の高調波成分と血流由来の高調波成分とを同一情報として表示するために、血流が非常に見え難いという問題があった。しかし、本実施形態の方法では、血流像と組織像とを画素ごとに選択して、部分的に合成するので、両画像のバランスを容易に調整することができる。従って必要に応じて血流像を組織像に対して強調することが容易に可能である。つまり、Ｂモードのゲインをドプラゲインよりも非常に低くした場合は、血流を最大の感度で観察することができる。また、本実施形態の方法では、パワードプラ像には血流像と共にクラッタ像が混入しているが、クラッタは組織に由来するもので、従ってＢモード像と滑らかにつながって消える。また、本実施形態の方法にフラッシュエコー法を併用することにより、パヒュージョンをさらに高い感度で映像化することができる。

従来、組織内血流（パヒュージョン）を観察するには、高いＭＩ値の超音波パルスを間欠的に送信して、バブルを壊すことで行ってきた。これは、パヒュージョンを映像化するためには感度が足りないために、パルスを壊して強い超音波エコーを得るためである。しかし、本方式を使用すれば、低いＭＩ値による連続送信でパヒュージョンを映像化することが可能となる。以下、コントラストエコー時における本実施形態の動作を説明する。

エコーフィルタ４ａの入力信号の周波数特性は、図７に示すように、基本波成分と、超音波造影剤（マイクロバブル）からの反射and/or非線形伝播による２次高調波成分とを主成分としている。エコーフィルタ４ａにより、主に２次高調波だけが抽出される。ここでは、フィルタ法におけるハーモニックＢモード画像の作成方法について説明しているが、極性の異なる２つのパルスから２次高調波を抽出するパルスインバージョン法も公知であり、ここで使用することができる。図７の信号はパワードプラ処理ユニット５にも入力される。

図８はドプラ周波数特性である。ここで注目する点は、１波駆動の距離方向に広帯域な信号がパワードプラ処理ユニット５にも入力されるために、基本波のクラッタ、２次高調波のクラッタ、基本波もしくは２次高調波の血流が図８のように分布する点である。

従来の４〜８波の送信駆動では、狭帯域なために、原理的に基本波のドプラ成分しか現れない。ここで、基本波のクラッタはある程度低減できるフィルタ特性をウォールフィルタ５ｂに与える。するとフィルタ５ｂを通過する信号は、基本波のクラッタの漏れと、２次高調波のクラッタの一部と、基本波の血流と、２次高調波の血流とである。すなわち、従来のハーモニックパワードプラ法が２次高調波の血流だけを出力していたのに比べて、基本波の血流成分も通過するので、血流描出感度は向上する。基本波、２次高調波のクラッタの漏れは、前述のＢモード画像との合成により有効に活用され得る。なお、この説明は、パルスインバージョンを行わない方法で行ったが、パルスインバージョンドプラ法も公知であり、パルスインバージョンドプラ法で行った場合も同様な効果が得られる。

本実施形態による方法で、超音波造影剤を用いない場合でも心臓血流や頸動脈、門脈、肝静脈といった太い血管内の血流や流速の速い血流は描出可能である。このような血流動態と組織像を高分解能で表示することが可能である。

以下に、本実施形態の作用効果についてまとめる。
（１）パワードプラの送信条件をＢモードと同等、具体的にはパワードプラ用の送信パルスはバースト波形（パルス列）であるが、このバースト波数を、従来の４乃至８波より少ないＢモードと同等の１又は２波に設定する。これにより、パワードプラに、Ｂモードと本質的に同等の距離分解能を与えることを可能とする。例えば、ウォールフィルタ５ｂをスルーにすれば、パワードプラ画像とＢモード画像は同一の情報を持つこととなる。この事象は、後述する画像の合成方法と密接な関係がある。

（２）パワードプラのアンサンブル数、つまり同一方向に繰り返し送受信する回数を、２−１０のいずれか、好ましくは２−６のいずれか、更に好ましくは４に設定する。従来のパワードプラのアンサンブル数は８−２０のいずれか、典型的には１６に設定される。アンサンブル数が少ないと、ウォールフィルタ５ｂでクラッタが十分に除去できない。しかし、本実施形態ではアンサンブル数を４程度に小さく設定するので、クラッタを除去しきれないが、そもそもクラッタは動く組織を発生源とするもので、つまりは、このクラッタのパワーはＢモードと同等の組織情報を表している。このクラッタは、パワードプラ画像をＢモード画像と部分的に合成することで、Ｂモード画像部分の組織像とつながって組織情報として活用することができる。このようにアンサンブル数を４程度にすることで、従来のパワードプラ法に比べて、２倍以上のフレームレート（時間分解能）の向上が図れる。

（３）Ｂモード専用の送受信は行わずに、パワードプラのために送信した超音波パルスの受信信号をＢモード画像生成のために使用する、具体的にはスキャンで得た受信信号を、Ｂモード画像生成とパワードップラ画像生成とで兼用（共用）する。つまり、パワードプラの送信条件がＢモードと全く同一でよいのなら、Ｂモード用に超音波をパワードプラと別個に送信する必要がなくなる。このようにスキャンをＢモードとパワードプラとで兼用する場合、パワードプラのために収集した方向が同じ４つ（アンサンブル数が４）の受信信号のいずれかを使ってＢモード画像を生成してもよいし、又は検波前に４つの受信信号を加算平均してその出力に基づいてＢモード画像を生成すれば、Ｓ／Ｎを向上することができるし、若しくは受信フィルタ特性を変えて検波後に加算平均すればスペックル除去効果を得ることができる。

（４）直交座標変換を行い、かつ後処理と同等の処理（ダミー後処理）を施したＢモード画像とパワードプラ画像とを、画素ごとに階調が大きい方を選択して部分的に合成する。このような合成法によれば、従来のスレッショルド法による合成に起因する問題を解決することができる。この理由は上述したとおりである。

以上のようにパワードプラのクラッタの起源はＢモード組織像と同一のものである。パワードプラ画像として表示されるとクラッタ（ノイズ）となるが、Ｂモード画像と合成することで、パワードプラのクラッタの方がＢモード画像よりも階調が高くて合成後に残留したとしても、それは組織像として認識することができるのである。従来、カラードプラ法やパワードプラ法ではいかにしてクラッタを除去するかが最大の問題であった。しかし、本実施形態により、クラッタの発生が大きな問題ではなくなった点を強調したい。従来は、クラッタを除去するために、低流速の血流も除去してしまったが、本実施形態ではクラッタを完全に除去する必要がないので、低流速の血流感度が向上する効果も達成され得る。

（変形例）
上述の説明では、Ｂモードとパワードプラで、送信パルスを兼用したが、Ｂモードの高分解能とパワードプラの感度を両立させるために、Ｂモードでは１波駆動、パワードプラでは２波駆動というように、別の送信パルスを使用しても良い。

また、画像合成方法として、Ｂモード画像とパワードプラ画像とで画素ごとに階調の高い方を選択的に出力する方法を説明したが、これ以外に、加算する方法もある。画像合成方法として重要なことは、Ｂモード画像とパワードプラ画像で処理を区別しないことである。

さらに、加算するＢモード画像、パワードプラ画像は、座標変換後として説明したが、座標変換前に同様な合成論理により合成し、その後に座標変換を行っても良い。こうすることで、表示系に関わる回路規模を小さくすることができる。

以上のように本発明によれば、バースト波数をＢモード画像と同一又は略同一に短縮することで、距離分解能が向上する。また、アンサンブル数、つまり同一方向に超音波パルスを送受する回数を２乃至６に少なくすることで、時間分解能が向上する。このように距離分解能及び時間分解能の向上を図ると、クラッタが増大するものであるが、Ｂモード画像とパワードプラ画像とを階調の大小に従って部分的に合成することにより、そもそも組織エコーであるクラッタを、Ｂモードの組織像の中に埋め込んでＢモードと共に組織構造を表す有用な情報として活用し、実質的にノイズとしての側面を解消することができる。また、血流とクラッタ（組織）とを合成すると、両者の識別が困難になるおそれがあるが、血流は、クラッタに比べて動きが速く、しかも時間分解能が向上することもあって、フリッカー効果（チラチラ感）が増し、それが少ないクラッタとの識別性は十分確保され得るものである。

本発明は、上述した実施形態た限定されるものではなく、実施段階ではその要旨を逸脱しない範囲で種々変形して実施することが可能である。さらに、上記実施形態には種々の段階が含まれており、開示される複数の構成要件における適宜な組み合わせにより種々の発明が抽出され得る。例えば、実施形態に示される全構成要件から幾つかの構成要件が削除されてもよい。

発明の効果

本発明によれば、パワードプラにおいて、距離分解能の向上、感度の向上、クラッタ除去効果の向上、およびフレームレートの向上を図ることができる。

図１は、従来において、スレッシュドテクニックを使って画像を合成する場合の問題点を示す図。 （ａ）は、本発明において、ディスプレイ上に単独で表示したパワードプラ画像の一例を示す中間調画像、（ｂ）は、本発明において、ディスプレイ上に単独で表示したＢモード画像の一例を示す中間調画像、（ｃ）は、本発明において、ディスプレイ上に表示したパワードプラ画像とＢモード画像との合成画像の一例を示す中間調画像。 本発明の実施形態による超音波診断装置の構成を示すブロック図。 （ａ）は、本実施形態において、Ｂモード単独のスキャンオペレーションによる超音波パルスの送信波形を示す図、（ｂ）は、本実施形態において、パワードプラモード単独のスキャンオペレーションによる超音波パルスの送信波形を示す図、（ｃ）は、本実施形態において、Ｂモードとパワードプラモードとを混成した新規なスキャンオペレーションによる超音波パルスの送信波形を示す図。 超音波走査線の一例を示す図。 本実施形態による走査手順を示す図。 図３の受信回路の出力信号の距離方向に関する周波数特性を示す図。 図３の受信回路の出力信号のドプラ周波数特性を示す図。

１…超音波プローブ、
２…送信回路、
３…受信回路、
４…Ｂモード処理ユニット、
４ａ…エコーフィルタ、
４ｂ…検波回路、
４ｃ…対数圧縮回路（ＬＯＧ）、
５…パワードプラ処理ユニット、
５ａ…コーナーターニングバッファ、
５ｂ…ウォールフィルタ、
５ｃ…平均化／対数圧縮回路、
６ａ、６ｂ…ディジタルスキャンコンバータ（ＤＳＣ）、
７…画像合成ユニット、
８…ディスプレイ、
９…後処理部、
１０ａ，１０ｂ…ダミーの後処理部、
１１…比較回路、
１２…マルチプレクサ、
１３ａ、１３ｂ…増幅器、
１４…後処理制御部。

Claims (2)

1. 超音波プローブと、
   前記超音波プローブを介して、一定のバースト波数を有する超音波により、２〜６の中のいずれかのアンサンブル数のもと同一方向に繰り返し送受信しながら被検体を走査する送受信手段と、
   前記送受信手段から出力される受信信号に基づいてＢモードデータを発生するＢモード処理手段と、
   前記受信信号に基づいてパワードプラデータを発生するパワードプラ処理手段と、
   前記Ｂモードデータと前記パワードプラデータとを部分的に合成して、1フレームの合成画像データを発生する合成手段と、
   前記合成画像データに対して表示のための後処理を施す後処理部とを具備し、
   前記合成手段は、
   前記Ｂモードデータに対して前記後処理と同一のダミー後処理を施し、前記パワードプラデータに対し前記ダミー後処理を施す信号変換手段と、
   前記信号変換手段により処理されたＢモードデータの画素値とパワードプラデータの画素値とを画素ごとに比較する比較手段と、
   前記Ｂモードデータと前記パワードプラデータとに対し、前記比較手段の出力に基づいて前記Ｂモードデータの画素値と前記パワードプラデータの画素値との高い方の値を画素値ごとに選択する選択手段とを有し、前記選択されたデータに基づいて1フレームの合成画像データを発生することを特徴とする超音波診断装置。
   
2. 前記合成画像データをグレースケールで表示する表示器を更に備えることを特徴とする請求項１記載の超音波診断装置。

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