JPH0217045A - 超音波ドプラ血流計 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 ［発明の目的Ｊ （産業上の利用分野〕 本発明は、生体内の移動物体の移動に伴う機能情報とし
て血流速情報を、超音波送受波及びドツプラ効果の利用
により得て映像化する超音波ドグ２血流計に関し、＊に
映像手法を改良した超音波ドプラ血流計に関する。

（従来の技術） 超音波診断法では、Ｂモード像を代表例とする解剖学的
情報、Ｍモード像を代表例とする生体内の器官の運動情
報、血流イメージングを代表例とするドプラ効果を利用
した生体内の移動物体の移動に伴う機能清報等を用いて
診断に供するようにしている。

また、超音波の生体内に対する走査法の代表的なものに
は、電子走置と機械走査とがある。ここで、電子走査法
について説明する。

すなわち、複数の超音波振動子を並設してなるアレイ産
超音波探触子（グローブ）を用い、リニア電子走査であ
れば、超音波振動子の複ａ個を１単位とし、この１単位
の超音波振動子について励振を行ない超音波ビームの送
波を行う方法であり、例えば、順次１振動子分づつピッ
チをずらしながら１単位の素子の位置が順々に変わるよ
うにして励振してゆくことによシ、超音波ビームの送波
点位置を電子的にずらしてゆく走査である。

そして、超音波がビームとして集束するように、励振さ
れる超音波振動子は、ビームの中心部に位置するものと
側方に位置するものとでその励振のタイミングをずらし
、これによって生ずる超音波振動子の各発生音波の位相
差を利用し反射される超音波を集束（電子）を−カス〕
させる。そして。

励振したのと同じ振動子により反射超音波を受波して電
気１ｇ号に変換して、各送受波によるエコー情報を例え
ば断層像として形成し、陰極線管等に画像表示する。

また、セクタ電子走査であれば、励振される１単位の超
音波振動子群に対し、超音波ビームの送波方向が超音波
ビーム１−４ルス分毎に順次扇形に変わるように各振動
子の励振タイミングを所望の方向に応じて変化させてゆ
くものであり、後の処理は基本的には上述したリニア電
子走査と同じであるＯ 以上のようなリニア、セクタ電子走査の他に、振動子（
探触子ンを走査機構に取付け、走査機構を運動させるこ
とにより超音波走査を行う機械走査もある。

一方、映像法には、超音波送受信に伴う信号を合成して
断層像化するＢモード像以外に、同一方向固定走査によ
るＭモード像が代表的である。このＭモード像は、超音
波送受波部位の時間的変化を表わしたものであり、特に
心臓の如く動きのある臓器の診断には好適である。

また、血流イメージングを代表例とする超音波ドブン法
は、生体内の移動物体の移動に伴う機能清報を得て映像
化する方法であり、これを以下詳細に説明する。すなわ
ち、超音波ドグラ法は、超音波が移動物体により反射さ
れると反射波の周波数が上記移動物体の移動速度に比例
して偏移する超音波ドグラ効釆を利用したものであって
、具体的には、超音波レートパルス（或いは連続波）を
生体内に送波し、その反射波エコーの位相変化よシ、ド
プラ効果による周波数偏移を得ると、そのエコーを得た
深さ位置における移動物体の運動情報を得ることができ
る。

この超音波ドグラ法によれば、生体内における一定位置
での、血流の流れの向き、乱れているか整っているかの
流れの状態、流れのノ！ターン、速度の値等の血流の状
態を知ること、ができる。

次にこの起音波ドプラ法を適用し之ｉ装置（超音波ドプ
ラ血流計）について説明する。すなわち、超音波エコー
から血流情報を得るためには、超音波探触子及び送受波
回路を駆動しである方向に超音波ノＪ？ルスを所定回数
繰返して送波し、受波された超音波エコーを位相検波器
により検波して位相清報つまり血球によるドプラ偏移信
号とクラッタ成分とからなる信号を得る。この１８号を
、Ａ／Ｄ変換器にてディジタル信号化し、フィルタによ
シクラッタ成分を除き、血球によるドプラ偏移信号はた
とえばリアルタイムで力２−ドプラ像を得るためには自
己相関方式などの高速の周波数分析器により周波数分析
し、ドプラ偏移の平均値、ドプラ偏移の分散値、ドプラ
偏移の平均強度などを得る。ここで、超音波ビームをセ
クタスキャンの画面に対応させて一方側から他方側にス
キャンしながら前述の一連の処理を行うことにより、２
次元に分布する血流の情報を検出することができる。

そして、前述の血流の方向及び速度を示した２次元血流
速像等の血流情報と、別の系で得たＢモード像やＭモー
ド像とを、ＤＳＣ（ディジタル・スキャン・コンバータ
）にて重畳合成し、ＴＶモニタにて表示する。

上述した従来の超音波ドプラ血流計における血流清報の
算出方法としては、自己相関方式を採用したものとして
いる。この自己相関方式は、超音波エコーの位相変化よ
りドプラ偏移周波数の平均値を求め、その平均周波数に
より流速を得るようにしているが、高速血流の場合にあ
っては、“折り返り“現象が発生し、問題であった。

上述し九問題を解決する手法、つｔジ、折り返りなく高
速血流を得る方法として、相異なるレートで得られた受
信エコーの波形同志の時間軸上での相関関数（相互相関
関数）を求め、この相互相関関数により血流速を求める
方法が文献（ＵＬＴＲＡＳＯＮＩＣＩＭＡＧＩＮＧ　８
　、７３−８５　（１９８６）。

″ＴＩ避ＤＯＭＡＩＮ　ＦＯＲＭＵＬ、ＡＴＩＯＮ　Ｏ
Ｆ　ＰＵＬＳＥ−ＤＯＰＰＬＥＲＵＬＴＲＡＳＯＵＮＤ
　ＡＮＤ　ＢＬＯＯＤ　ＶＥＬＯＣＩＴＹ　ＥＳＴＩＭ
ＡＴＩＯＮ　ＢＹＣＲＯＳＳ　Ｃ０ＲＲＥＬＡＴＩＯＮ
”）に報告されている。

すなわち、相互相関方式は、超音波送受信を相異なる３
回のレートで行なうことにより受信エコ”ｉ、”ｉｌｌ
　”ｉ＋２　ｆｔ得、これらに基づきクラッタ除去後の
信号マ１１　’ｉ＋１を得、 マ１＝・１（ｔ）　＋　’Ｉ＋１ｃｔ）’ｌ−Ｈ”　’
ｌ＋！’（ｔ）＋町＋２（ｔ）両信号ｙ　　、ｖ　　　
間の相互相関関数Ｒ（τ）を得、Ｉ　　　　１＋１ Ｒ（τ）が最大となるτの値τｍｌ！より、流速Ｖ＝τ
　　・ｆ・−（ただし、ｆはレート周波数。

ｍ１ｘｒ２　　　　　　　ｒ Ｃは音速）を得、この流速マを１つの超音波ラスタ上の
マツピングデータとし、この一連の手、（・砲を各ラス
タにつき繰り返すことにより１つのフレームを形成する
方式である。

さらに相互相関方式の超音波ドプラ血流計について、詳
ａＫ説明する。例えば、相互相関関数を用いて２次元平
面上の血流ニジを計測し、それを例えばカラーにコーデ
ィングして表示することができる装置について説明する
。

第２図は、超音波画像１フレームを形成している超音波
ラスタナ１〜◆Ｎを示したものである。

ここで、例えば、ラスタナｌ上の速度データを得るのに
必要なデータは、相異なる３回の超音波送受信で得られ
た受信エコー＠、（ｔ）、　ａ２（ｔ）、　ｅ、（ｔ）
であり、これらを次のように信号処理する。

上述のｓ、（ｔ）、　、（ｔ）、　ｅ、（ｔ）に基づき
クラッタ除去後の信号ｖ　（ｔ）、　ｖ２（ｔ）を得る
。

ｖ　（ｔ）　＝　ｅ　（ｔ）　　５２（ｔ）ｖ（ｔ）　
＝ｅｚ（ｔ）　　ｅｓ（ｔ）上述の両信号ｖ　（ｔ）　
、ｖ２（ｔ）間の相互相関関数Ｒ（τ）を下記により求
める。

ここで、Ｒ（τ）が最大となるτの値τｍＡ！より流速
マを求める。

マ＝τ　　・ｆ−μ ｍａＸ　　ｒ　２ この場合、Ｒ（τ）はラスタナ１上の各深さ毎に得ら／
しており、流速マも同じく各深さ毎に得られている。こ
こで、各ラスタナ量と、それらの速度清報とを得るため
に必要とされる受信エコーｅｓ（ｔ）と、相関演算の結
果性られる各ラスタ上のτｍａｘの深さ方向の分布関数
τ、（１）と、それにより求まる速度の深さ方向の分布
関数ｖ＋（ｔ）との対応を第３図に示す。

（発明が解決しようとする課題） 以上の如くの従来の構成で問題となるのは。

心臓のように動きの速い臓器内の血流を計測表示する際
に生じるフレーム間の時間差に起因する現象、すなわち
、各フレーム間の画像が１時間的になめらかにつながっ
たように表示されない、ことである。これを詳細に説明
すると、上述したように、１フレームの速度マツピング
像（ＣＦＭ像：カラーフローマツピング像）を得るため
には、Ｎ本のラスタからなるフレームに対し、３Ｎ回の
超音波送受信が必要である。このため、超音波送受信周
期をＴとすると、１フレームの画像を生成するのに３Ｎ
Ｔの時間を必要とする。これは、通常、Ｎ＝１２８μ就
、Ｔ＝２５０μ鯉より、ａＮＴ中１００ｍ５ｅｃである
。これに対し、心臓の１周期は、約１紅であるから、そ
の１周期分を約１０等分して動画像として表示すること
になり、時間分解能が悪く、各フレーム間の画像が時間
的になめらかにつながって見えない、という問題点があ
った。

そこで本発明の目的は、動きの速い臓器内の血流を計測
し表示する場合であっても、フレーム間の画像がなめら
かにつながったように観察することができるよ５Ｋした
相互相関方式の超音波ドプラ血流針を提供することにあ
る。

［発明の構成」 （課題を解決するための手段） 本発明は上記課題を解決し且つ目的を達成するために次
のような手段を講じた構成としている。

すなわち、本発明は、生体内循環器組織中の血流に対し
て超音波を送信し、これによって得たエコー信号から前
記血流によって偏移を受けたドプラ偏移成分を検出し、
血流情報を得る超音波ドプラ血流計において、超音波送
受信を相異なる３回のレートで行なうことにより受信エ
コーｅｌ＋・ｌ＋、。

＠ｌ＋２を得、これらに基づきクラッタ除去後の信号Ｖ
負・’ｉ　＋１を得・ マ　＝・（１）＋・ｉや、（ｔ） ｉ マ　；・　（ｔ）　十”ｌ＋２（ｔ） １＋１　　　　１＋１ 両信号ｖＩ、マｉ＋４間の相互相関関数Ｒ（τ）を得、
Ｒ（ｆ）が最大となるτの値τｆｆ１．より、流速マ＝
τ　・ｆ・−（ただし、ｆｒはレート周波数、Ｃｍ＆Ｘ
　　　ｒ　　２ は音速）を得、この流速マを１つの超音波ラスタ上のマ
ツピングデー夕とし、この一連の手順を各ラスタにつき
繰り返すことにより１つのフレームを形成する手段と、
この手段により経時的に複数枚のフレームを得、これら
フレーム間の相関関係を算出する手段とを具備し北こと
を％徴とする。

（作用） 以上の如くの構成によれば、フレーム間の相関関係を算
出して得たフレーム画像は、経時的になめらかにつなが
ったものとなり、アニメ的表示した場合にも時間分解能
の高い表示がなされる。

（実施例） 以下本発明にかかる超汗波ドプラ血流計の一実施例を、
第１図を参照して説明する。第１図に示すように、例え
ばセクタ電子スキャン用の７レイｆ　＋＝＋　−フｌは
、超音波送信系をなすレート・卆ルス発生器２、遅延＠
Ｊ、パルサー４により送信駆動され、超音波受信系をな
すプリアン５、遅延線６、加算器１により受信駆動され
、例えば、超音波パルスドプラ法のスキャンと、Ｂモー
ドのスキャンとが行なわれる。ここで、超音波パルスド
プラ法のスキャンにあっては、相異なる３回のレートで
超音波送信系が駆動され、超音波受信系にてそれぞれ受
信エコー・（ｔ）、・　（ｔ）、・ｌ＋２（ｔ）が１　
　　　　１＋１ 得られる。

そして、Ｎｉ音波パルスドプラ法による受信エコーは、
ダート回路８にてドグ２測定点の信号が取り出され、Ａ
／Ｄ変換器９にてｒイジタル信号化される。このディジ
タル信号は、切換器１ｏ、３つのメモリからなる第１の
メモリ１１、加算器１２．２つのメモリからなる第２の
メモリ１３、切換器１４、ＦＦＴ屏析器１５、切換器１
６．４つのメモリからなる第３のメモリ１７、演算器１
８からなる相互相関方式解析器ＯＣＡに入力され、ここ
で前述の如く各ラスタ上のマツピングデータ（血流速デ
ータ）として血流速の平均値や分散値を算出し、ラスタ
毎にＤＳＣディジタル・スキャン・二ンパータ）１９に
与える。

一方、超音波送信系は、セクタスキャン等のＢモードス
キャンにより駆動され、これにより超音波受信系は、セ
クタスキャンの受信エコーデータをＢモード像生成部２
０１１Ｃ与える。ここで、一般には、Ｂモードスキャン
（ル−ト）→ドプラスキャン（異なる３レート）によシ
、ｌラスタが形成され、ＤＳＣ１９においてはＮラスタ
分のＢモードデータとドプラデータとを収果し終えて、
ｌフレーム画像を作り上げるようにしている。

上述のようにＤＳＣＪ　９で作られ次テレビジ、ンフｔ
−マットの１フレームデータは、Ｄ／Ａ変ｍ器２ノにて
アナログ信号化され、モニタ２２にてテレビジ、ンフォ
ーマットによる表示がなされる。

上記において、超音波送信系、超音波送信系及ＵＤＳＣ
１９は、ビームコントローラ２３により制御を受ける。

すなわち、超音波送信系、超音波受信系に対しては、Ｂ
モードスキャン、ドプラスキャンの各モード制御が行な
われ、ＤＳＣ１９に対しては、各スキャン毎にｌラスタ
を生成するデータの取込み制御や、１フレーム（ＣＦＭ
像）を生成するための制御が行なわれる。そして、本実
施例では、ＤＳＣＩ　９に対し、フレーム相関演算のた
めの制御が行なわれる。

以下、ＤＳｏ　１９で行なわれるフレーム相関演算につ
いて説明する。すなわち、前述したように。

ｌフレームのＣＦＭ像を得るのに１００ｍ５ｅｃ要し、
心臓の１周期が１ｓｅｃであるとすると、第５図に示す
よりに、１周期では１０枚のＣＦＭ像、つまり生データ
が１フレーム、２フレーム、・・・、１０フレーム分得
られる。この場合、ＤＳＣ１９内では１フレーム、２フ
レームが得られると、フレーム相関演算として２フレ一
ム画素間平均化処理（ａ、　＋　Ａ２）／２１　（ａ、
　ｒ　８２はフレーム１．２における対応する画素の血
流速の値）が行なわれ、フレーム相関後フレームｌを生
成する。次に生データの３フレームが得られると、２フ
レームと３フレームとの間でフレーム相関後フレーム２
を生成する。これを生データの１０フレームまで行なう
と、フレーム相関後フレーム９が生成され、このフレー
ム相３Ｅｌフレーム１．２．・・・９１　、Ｄ／Ａ変換
器２１を経てモニタ２２によシアニメ的な表示を行なう
。

以上のように本実施例によれば、２フレ一ム画素間平均
化処理を施こして新規のフレーム１．２・・・、９を得
、これをアニメ表示に供するようにし九ので、フレーム
間での臓器の動きによる画像の時間的つながりがなめら
かになり、心臓等の動きの速い臓器内の血流を適格に観
測できるようになる。

なお、上記の例では、フレーム相関演算として、２フレ
一ム画素間平均化処理を採用したが、これに限定される
ものではない。また、ラスタと受信エコーとの対応につ
いては、第３図に示す組合せ例以外に、第４図に示すよ
うに、Ｎ本のラスタを複数のグループに分割し、各グル
ープで複数枚のフレームデータを得て、その後、対応す
るラスタ毎で平均値等を求める手法等を採用することが
できる。この他、本発明の要旨を逸脱しない範囲で種々
変形して実施できるものである。

［発明の効果Ｊ 以上の如くの本発明によれば、動きの速い臓器内の血流
を計測し表示する場合であっても、フレーム間の画像が
なめらかにつながったように観察することができるよう
にした相互相関方式の超音波ドプラ血流計を提供できる
。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明に係る超ｔｆｊＬドプラ血流計の一実施
例を示すブロック図、第２図はｌフレームをなすラスタ
を示す図、第３図及び第４図はラスタと受信データ、平
均値等の対応を示す図、第５図はフレーム相関演算の一
例を示す図である。 １・・−グローブ、２・・・レート／量ルス発生ｉＷ、
Ｊ…遅延線、４・・・パル？−５・・・グリアング、６
・・・遅延線、７・・・加算器、８・・・ダート回路、
９・・・Ａ／Ｄ変換器、ＯＣＡ・・・相互相関方式解析
部、１９・・・ＤＳＣ（ティゾタル番スキャン・コンバ
ータ）、２Ｑ・・・Ｂモード像生成部、２Ｉ・・・Ｄ／
Ａ変換器、２２・・・モニタ。 出願人代理人　弁理士　鈴　江　武　彦第 図 第 図 第 図 １フＬ−ム ２フし一ム ９フＬ−ム 第 図

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 生体内循環器組織中の血流に対して超音波を送信し、こ
   れによって得たエコー信号から前記血流によって偏移を
   受けたドプラ偏移成分を検出し、血流情報を得る超音波
   ドプラ血流計において、超音波送受信を相異なる３回の
   レートで行なうことにより受信エコーｅ＿ｉ、ｅ＿ｉ＿
   ＋＿１、ｅ＿ｉ＿＋＿２を得、これらに基づきクラッタ
   除去後の信号ｖ＿ｉ、ｖ＿ｉ＿＋＿１を得、ｖ＿ｉ＝ｅ
   ＿ｉ（ｔ）＋ｅ＿ｉ＿＋＿１（ｔ）Ｖ＿ｉ＿＋＿１＝ｅ
   ＿ｉ＿＋＿１（ｔ）＋ｅ＿ｉ＿＋＿２（ｔ）両信号ｖ＿
   ｉ、ｖ＿ｉ＿＋＿１間の相互相関関数Ｒ（τ）を得、▲
   数式、化学式、表等があります▼ Ｒ（τ）が最大となるτの値τ＿ｍ＿ａ＿ｘより、流速
   ｖ＝τ＿ｍ＿ａ＿ｘ・ｆ＿ｒ・ｃ／２（ただし、ｆ＿ｒ
   はレート周波数、ｃは音速）を得、この流速ｖを１つの
   超音波ラスタ上のマッピングデータとし、この一連の手
   順を各ラスタにつき繰り返すことにより１つのフレーム
   を形成する手段と、この手段により経時的に複数枚のフ
   レームを得、これらフレーム間の相関関係を算出する手
   段とを具備したことを特徴とする超音波ドプラ血流計。