JPH02291847A

JPH02291847A - 超音波血流計測装置

Info

Publication number: JPH02291847A
Application number: JP1113301A
Authority: JP
Inventors: Kinya Takamizawa; 高見沢　欣也
Original assignee: Toshiba Corp
Current assignee: Toshiba Corp
Priority date: 1989-05-02
Filing date: 1989-05-02
Publication date: 1990-12-03
Also published as: US5231573A

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［１的］（産業上の利用分野）本発明は、超音波を用いて生体の断層（粂を得る超音波
血流計測装置に関し、とくに高精度の受信ダイナミック
フォーカス法と複数方向同時受信を用い、血流イメージ
ング法により得られる画像の画質の向上を図った超音波
血流計測装置に関する。

（従来の技術）超音波パルスを生体内に送波し、該生体内の各組織から
の反射波によク生体情報を１リる超ざ波診断法は、Ｘ線
のような照射障害がなく、しかも造影剤なしで軟部組織
の診断ができる利点を自゛している。最近の超音波診断
装置における超音波探触子は、配列形（アレイ型ともい
う。）圧電振動子が用いられている。この超音波探触子
の各振動子を駆動信号により駆動して超音波を発生させ
、この超音波を生体内に送波する。そしてこの生体内か
ら前記同一振動ｒに得られる受信信号に所定の遅延時間
を与えることにより、超音波ビームを所定の距離（位置
）に集束させて方位分解能を高め、解像度の優れた断層
像を得るようにしている。

第５図は従来のこの種のリニア電子走査型超音波血流計
７ｆｌｌｌ装置の一例を示す概略構成図である。

同図において、まずパルス発生器２Ａから生体内に送波
される超音波パルスの間隔を決定する繰り返しパルスが
送信用遅延回路２Ｂ−１〜２Ｂ−ｎに出力される。この
繰り返しパルスは送信用遅延回路２Ｂ−１〜２Ｂ−ｎに
より送信超き波の送波方向と収束点から決定される所定
の遅延時間が与えられた後、振動子駆動回路（パルサ）
３Ａ−１〜３Ａ−ｎに送られ駆動パルスが形成される。

この駆動パルスは、振動子選択用スイッチ１１によりア
レイプローブ１すなわちＮ本のアレイ型振動子１−１〜
１−Ｈのうち所定のＭ本（例えば１〜Ｍ）を選択駆動す
ると、発生した超音波は図示しない生体内に送波される
。

一方、生体内から反射された超音波ビームは、前記アレ
イ型振動子１−１〜１−Ｈにより受信され、振動子１−
１〜１−Ｍの受信信号が振動子選択用スイッチ１１によ
りプリアンプ３Ａ−１〜３Ａ−ｎに送られる。さらに受
信信号は受信用遅延回路３Ｂで、前記送信用遅延回路２
Ｂ−１〜２Ｂ−ｎにより与えられた遅延時間とほぼ同一
の遅延時間が与えられた後、加算器３Ｃにより他の振動
子からの受信信号と加算される。そして加算器３Ｃから
の出力１ｔ号は、一方がＢモード処理系４に他方がＤモ
ード処理系５に送られ、所定の信号処理が行なわれる。

すなわちＢモード処理系４においては、対数増幅器４Ａ
により受信信号の振幅が対数変換され、包絡線検波回路
４Ｂにより受信信号の包路線が検出される。さらに受信
信号はＡ／Ｄ−Ｃ４ＣにょりＡ／Ｄ変換された後、画像
メモリ６Ａに記憶される。

一方、Ｄモード処理系５においては、位相検波回路５Ａ
ｂに基準信号発生器５Ｂから超音波信号の周波数とほぼ
同一周波数を有する基準信号が入力し、かつ位相検波回
路５Ａａに前記基阜（ｇ号を移相器５Ｃにより９０度シ
フトしたシフト信号が入力する。そうすると、加算器３
Ｃからの受ｆ５信号は位相検波回路５Ａａ，５Ａｂによ
り前記シフト信号．基準信号との間で直交位相検波され
、これら９０度位相の異なった位相検波出力は、Ｌ，Ｐ
．Ｆ５Ｄａ，５Ｄｂを介してＡ／Ｄ−Ｃ５Ｅａ，５Ｅｂ
によりＡ／Ｄ変換された後、図示しないバッファメモリ
に一旦記憶される。

次にドブラ信号を得る場合には、同一場所を所定間隔で
走査し得られる血流からの反射信号の単位時間内の位相
シフト量（ドブラシフト量）に基づき、血流速度を求め
る。例えば振動子１−１〜１−Ｎの選択と送受信のビー
ム収束用遅延回路２Ｂ−１〜２Ｂ−Ｎ，３Ｂ−１〜３Ｂ
−Ｎとを同一にして１０回同一場所を走査する。そして
この時得られた受信信号を前記同様にドブラ用バッファ
メモリに順次記憶していく。次に同一場所を１０回走査
して得られる生体内の反射信号から所定の深さの血球の
速度を検出する。このとき各々の反射信号には血球のよ
うに移動している物体からの反射波が混在している。

したがって、まず固定反射体からの反射波（クラッタ成
分）を除去するべく、所定の深さにおいて得られた１０
ケの信号を図示の如＜ＭＴＩフィルタ５Ｆａ，５Ｆｂに
入力する。ＭＴＩフィルタ技術はレーダ分野において一
般に知られている技術であるので、その詳細については
省略する。このＭＴＩフィルタ５Ｆａ，５Ｆｂによりク
ラッタ信号は除去され、血球からの反射波のみが演算回
路５Ｇに送られる。そしてこの所定の深さにおける前記
１０ケのデータを用いて演算回路５Ｇにより周波数分析
が行なわれ、そのスペクトルの中心あるいは広がり（分
散）が算出され、その鎖は画像メモリ６Ａ内の血流信号
メモリ内に記憶される。

かくして所定の方向に超η波ビームを送受波し断層像用
信号とドプラ信号がＴＶモニタ６Ｂに得られる。

また所定の場所を流れる血液の速度を観測するには、同
一場所からのデータ数が多いほど＝１側精度が良いこと
が知られている。とくにクラッタ信号を十分抑える必要
かある場合（例えばクラッタ信号成分が極めておおきな
場合やドブラ信号周波数がクラッタ１４号周波数に接近
している場合）にはデータ数を多くする必要がある。こ
のように一枚の血液画像（ドプラ像）を作成するために
は、Ｂモード１象を作成する場合に比較して長い時間が
かかるため、リアルタイム性を改浮する一つの方法とし
てセクタ走査法では並列同時受信法がすでに提案されて
いる。

第６図はこの種のセクタ走査型超音波探触子の並列同時
受信法の一例を示す概略構成図である。

同図において、アレイブローブ１からの超音波ビーム送
信方向ａに対し、受信ビーム方向がｂ−１，ｂ−２の２
方向となるように受信回路を｝，ｌ，７成する。

ただしこの場合受１．：３ビームＪｊ向１）−１，ｂ−
２の谷方向に対し、受信指向性を白゛した２系統の受亀
整＋１加算回路を用いる。例えば送信においては、送信
ビーム方向ａに対して比較的広いビーム幅をもった超ざ
波を送信する。一方、受信ビーム方向ｂ−１，ｂ−２は
送信ビーム方向ａｉ：タ・Ｉして±Δθ度だけズレた方
向から同時に受信する。この方法によって２Δθ度だけ
隣接した２つの方向の走査が同時に完了する。２方向か
らの受信を同時に行なうことにより１枚の画像を｛１Ｍ
成する時間は従来方法のほぼ半分になるので、リアルタ
イム性を２倍向上できる。

（発明が解決しようとする課題）しかしながら、この並列同時受信法にあっては、２つず
つ対になって画像データが得られるため、例えば心臓内
血流のように速い血流の場合には、画像上に不連続の部
分が発生する。すなわちスペックルが発生するため、い
わゆる黒抜け現象となり、超音波像の画質が劣化すると
いう問題があった。

そこで本発明の［ｌ的は、血流計測の精度を向上して、
リアルタイム性に優れた血流画像が得られ、速い血流の
場合にあっても、スペックルを発生することなく、黒抜
け現象を低減して、超ご波像の画質を向上し得る超き波
血流計俵１装置を提供することにある。

［発明の構成コ（課題を解決する為の手段）本発明は上記の課題を解決し目的を達成する為に次のよ
うな手段を講じた。本発明は、複数の振動子を併設した
超皆波探触子の各振動子を送受波回路で駆動することに
より被検体に対して超音波を送受波し、これにより得ら
れる受信信号に基づき血流速度を算出して表示部に血流
情報を表示する超音波血流計ｉｌＮ装置において、前記
超音波探触子を複数に分割し送信ビーム方向の所定の観
測点から反射される反射波を同一時刻に異なった方向か
らそれぞれ受信する複数の振動子群と、この各振動子群
の各振動子に得られる各々の受信信号を整相加算し前記
所定の観測点での複数の血流速度データを１リる複数の
加算手段と、この各々の加算手段から入力する複数の血
流速度データを加算平均する演算手段とを備えた。

また複数の振動子群の各振動子群は、超音波を受信する
際に所定の観ｉ４Ｐｊ点に超跨波ビームを集束させるも
のである。

さらに演算手段は、血流速度データとしてパワー値を算
出しこのパワー値の大きさに基づき他の血流情報の表示
の有無を決定するものである。

（作用）このような手段を講じたことにより、次のような作用を
呈する。送信ビーム方向の任意の観′Ａ−１点からの反
射波を２つ以上の振動子群で同時に受信し、血流速度を
算出するので、ｉｌｔ位時間内の受信データ数は従来法
と比較して２倍以上になる。

これにより従来方法と同一の計測精度で計Ｄｊを行なう
場合には１枚の画像構成に要する計測時間は大幅に短く
なる。また画像構成時間を従来方法と同じとするならば
、計測精度を大幅に向上できるので、速い血流の場合に
あっても、スペックルを発生することなく、黒抜け現象
を低減して、超音波像の画質を向上できる。

（実施例）第１図は本発明に係る超音波血流計測装置の一実施例を
示す概略ブロック図である。本実施例が特徴とするとこ
ろは、アレイブローブ１（超音波探触ｒともいう。）を
２分割し送信ビームの所定の観ａ＞＋点から反射される
反射波を同一時刻に異なった方向からそれぞれ受ｆ．ｉ
する振動子群〕−１〜１−Ｍ／２．１−Ｍ／２＋１〜１
−Ｍと、この各超音波振動子群１−１〜１−Ｍ／２．１
−Ｍ／２＋１〜１−Ｍで得られた各受信信号を整相加算
し前記所定の観測点での複数個の血流速度データを得る
加算手段としての加算器３Ｃ−１，３Ｃ−２と、この加
算器３Ｃ−１．３Ｃ−２からのドブラ信号をそれぞれ入
力するＤモード処理系５−１．５−２とを備えたもので
ある。以下第１図をク照して実施例を詳細に説明する。

まずＭ本の振動子を併設するアレイブローブ１の全部ま
たはその一部を駆動して、所定の方向に超音波ビームを
送信する。また受信時には、反射超Ｂ波を２つの振動子
群１−１〜１　−Ｍ／２．１−Ｍ／２＋１〜１−Ｍによ
りそれぞれ異なる方向から受信する。また血流速度を観
′Ａｐｌする所定部位（以下観測点Ｐ．と呼ぶ。）に受
信ビームが収束するように．受信用遅延回路３Ｂ−１〜
３Ｂ−ｎにより受信用遅延時間を制御する。すなわち２
つの振動子群１−１〜１−Ｍ／２．１−Ｍ／２＋１〜１
−Ｍから得られた受信信号は、２系統の受信遅延ｕ路３
Ｂ−１〜３Ｂ−Ｍ／２３Ｂ−Ｍ／２＋１〜３Ｂ−Ｍによ
り所定の遅延時間が与えられ、加算Ｓ３Ｃ−１〜３Ｃ−
２により加算され２系統のＤモード処理系５−１，５−
２に入力する。そしてそれぞれのＤモード処理系５−１
．５−２において、位相検波回路５Ａ，Ｌ，Ｐ．Ｆ５Ｄ
，Ａ／Ｄ変換器５Ｅを介して一旦図示しないメモリに記
憶される。このような走査が同一部位において、例えば
５回程度行なわれ、その度ごとに前記メモリに順次記憶
される。

次に得られた各々の５ヶの信号から従来と同様に血流速
度推定に必要な演算が演算回路５Ｇ−　１．５Ｇ−２で
行なわれる。このとき第２図に示す振動子群１−１〜１
−Ｍ／２により得られた受信信号に基づき算出した観測
点Ｐ。での血流速度のパワー値，平均値，その標準偏差
をＰＩ，ｍｌ，σ１とし、また振動子群１−Ｍ／２＋１
〜１−Ｍで得られる信号から算出した同一観ａｌ点Ｐ。

での血流速度のパワー値．平均値．標準偏差をそれぞれ
Ｐ　２　，　ｍ２，σ２とすれば、この時の最終的な観
Ａ？１点Ｐ。での血流速度のパワー１ｆｌ　Ｐ　，￥均
値ｍ．｛票亭偏差σは次式から求められる。

ｒｒ＋−　（ｍｌ＋ｍ２）／２， σ一（σ１２＋σ２２）／２．ｐ−　（Ｐ１＋Ｐ２）／２ここで得られるドブラｔ＝号のパワー値Ｐが小さい場合
、従来方法では血流画像にプランキングをかけてＳ／Ｎ
を改浮していたが、本実施例によれば上式を用いてパワ
ー値Ｐにプランキングをかけることにより、超音波の干
渉の影響を低減できるので、スペックルが発生しなくな
る。すなわち黒抜け現象が改ぶてきるので、超音波像の
画質を向上できる。

さらに血流速度等を深さ方向、すなわち送信ビーム方向
に連続的に計測する場合には、受ｆシビームにダイナミ
ックフォーカス法を用いる。これによれば、観測点の深
さが異なっても振動子群１−１〜１−Ｍ／２と振動子群
１−Ｍ／２＋１〜１−Ｍとによる各々の受信ビームは、
その位置において収束されることが望ましい。とくに高
精度なダイナミックフォーカスは、受信用遅延回路３Ｂ
−１〜３Ｂ−Ｍのディジタル化により、実現容易になる
。

一方、２次元の血流分布を得るためには、送信ビーム方
向と直角方向のデータ収集が必要となる。

この場合には送信は従来方法と同様な電子的なリニア走
査等が行なわれて生体が走査される。例えばセクタ走査
においては、受信遅延回路３Ｂにより受信遅延時間が制
御されると、振動子群１−１〜１−Ｍ／２．１−Ｍ／２
＋１〜１−Ｍによりつくられる受信ビームは第２図に示
すようにθ方向に偏向した前記送信ビームの中心輔上の
観測点Ｐ′に収束する。

このようにして生体内の任意の点Ｐ′における血流速度
を算出する場合、方向の異なる２つの受信ビームの各々
で得られたパワー値，平均値，分散値を加仲平均するこ
とにより単位時間内に取得するデータ数は２イΔになる
。

すなわち観測点における血流を計ΔＰ＋する場合、従来
では例えば１０回の走査により流速を算出するのに対し
て、本発明によれば、２つのビームで各々５回走査する
ことにより従来法とほぼ同一程度の精度を得ることがで
きる。しかも従来法において画質劣化の原因であった干
渉（スペックル）の影響を低減することができ、良質な
画像を得られる。

次に第３図は本発明の他の実施例を示す概略構成図であ
る。同図に示すように振動子１−１〜１−Ｎを半分に分
けてしまうと、受信感度の低下によりＳ／Ｎの劣化が発
生する。このような場合には図示のごとく２つの受信ビ
ームを形成する振動子群の一部を重畳して用いる。また
いずれの受ＩＪビームを形成する場合にも、振動子１洋
に接続される遅延回路は２系統必要である。この遅延回
路をディジタル化し、２系統の２ｉ延コントロールが必
要となっても、とくに回路規模をあまり大きくすること
なく実現できる。

第４図は受信回路をディジタル化した超ざ波血流３１〃
ｊ装置の実施例を示す概略ブロック図である。

Ｂモード像を表示する回路は、アレイプローブ１．送信
系２，ディジタル受信系１０，Ｂモード処理系８と映像
系６とで構成されている。前記ディジタル受信系１０は
、ブリアンプＩＯＡ（ＩＯＡ−１　〜ＩＯＡ−ｎ）と、
Ａ／Ｄ変換器１０Ｃ　（ＩＯＣ−１　〜ＩＯＣ−ｎ）と
受信遅延回路をなすＲＡＭ　（またはシフトレジスタ）
ＩＯＤ（ＮＯＤ−１〜１　０　Ｄ　−　ｒ１）と、加算
器７Ｅとからなる。

このような装置によれば、まずアレイプローブ１の各振
動子１−１〜ｌ−ｎからのエコーｆＣｉ号は、プリアン
プＩＯＡにより後段に必要なレベルまで増幅される。そ
してプリアンプ出力はＡ／Ｄ変換器１０Ｃによりディジ
タル信号化され、Ａ／Ｄ麦換器１０Ｃからのチャンネル
ごとのｗカは受信遅延回路をなすＲＡＭＩＯＤ（ランダ
ム　アクセスメモリ）に一時保持され、所定時間遅延し
て加算器７Ｅに出力される。そしてこの加算Ｍ７Ｈによ
り遅延制御後のδ々チャンネルのエコー信号はディジタ
ル加算され、この加算出力はＢモード処理系８に送られ
る。Ｂモード処理系８は、絶対値同路およびローバスフ
，ｆルタからなる包絡線検出回路８Ａと、ＲＯＭ等から
なる対数変換テーブル８Ｂで構成される。前記包絡線検
出回路８Ａにより前記加算器７Ｅからのエコー加算出力
の包絡線が検出される。そして対数変換テーブル８Ｂに
より包絡線検出回路８八の出力信号振幅は対数変換され
、映像系６の画像メモリ６Ａに記憶される。

ここで２種類のビーム形成に寄与する振動子に接続され
る受信回路では、ＲＡＭＩＯＤ出力時に時分割的に２種
類の遅延時間が制御され、加算器７Ｅにより加算される
。この加算Ｓ７Ｅも１ヶの加算器で時分割的に２系統の
信号を加算することもできる。

一方、前記加算器７Ｅからのエコー加算出力は、バッフ
ァメモリ９Ａａ，９Ａｂｌ：２チャンネルづつ順次記憶
され、各々５つの受信信号はこれらのメモリ９Ａａ，９
Ａｂに記憶終了した時点で、それぞれは従来法同様の血
流情報算出のための演算が行なわれる● このように本実施例においては、受信時の口径が小さく
なっているので、ビーム幅が広がるが、Ｂモード像を得
る時には従来のようにん１本の振動子を用い、血流情報
を得る場合のみ本実施例を適用するように適宜使い分け
ると最も効果的である。

なお本発明は上述した実施例に限定されるものではない
。上述した実施例においては、同時受信方向が２つの場
合について述べたが、これに限定されるものではなく、
例えば同時受信方向が３方向以上の場合であっても良い
。この場合であっても、前記ディジタル遅延回路を用い
ても回路規模をあまり大きくすることなく前記同様な効
果が得られる。このほか本発明の要旨を逸脱しない範囲
で種々変形実施可能であるのは勿論である。

［発明の効果］本発明によれば、複数の振動子群により所定の観測点か
らの反射波を異なるＭ方向で同時に受信し、それぞれの
方向で得られた反射波のドブラ周波数からその部分の血
流速度を別々に算出し、これらを合成することにより従
来法と比較して１／Ｍの時間内でほほ同一程度の精度で
血流計測を行なえる。したがって、従来法よりリアルタ
イム性に優れた血流画像が得られ、リアルタイム性を従
来法と同一程度とすれば、本発明により計Ａｌ１精度を
大幅に向上でき、速い血流の場合にあっても、スペック
ルを発生することなく、黒抜け現象を低減して、超音波
像の画質を向上し得る超音波血流計測装置を提洪できる
。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明に係る超音波血流計測装置の−実施例を
示す概略ブロック図、第２図および第３図は本発明の原
理を示す概略図、第４図は受信回路をディジタル化した
超音波血流計測装置の実施例を示す概略ブロック図、第
５図は従来のこの種のリニア電子走査型超音波血流計ｉ
ｍ装置の一例を示す概略構成図、第６図はこの種のセク
タ走査型超音波探触子の並列同時受信法の一例を示す概
略構成図である。１・・・アレイプローブ、２・・・送信系、２Ａ・・・
パルス発生器、２Ｂ・・・送信用遅延回路、２Ｃ・・・
バルサ、３Ａ・・・ブリアンプ、３Ｂ・・・受信用遅延
回路、３Ｃ・・・加算器、４Ａ・・・対数増幅器、４Ｂ
・・・包絡線検波回路、４Ｃ・・・Ａ／Ｄ変換器、５Ａ
・・・位相検波回路、５Ｂ・・・基準信号発生器、５Ｄ
・・・口−パスフィルタ、５Ｅ・・・Ａ／Ｄ変換器、５
Ｆ・・・ＭＴＩフィルタ、５Ｇ・・・演算器、６Ａ・・
・画像メモリ、６Ｂ・・・ＴＶモニタ、７Ｅ・・・ディ
ジタル加算器、８Ａ・・・色絡線検出回路、８Ｂ・・・
対数変換テーブル、９Ａ・・・バッファメモリ、９Ｂ・
・・ＭＴＩフィルタ、９Ｃ・・・演算回路、ＩＯＣ・・
・Ａ／Ｄ変換器、１０Ｄ・・・ＲＡＭ０第図第図ａ第図

Claims

【特許請求の範囲】

（１）複数の振動子を併設した超音波探触子の各振動子
を送受波回路で駆動することにより被検体に対して超音
波を送受波し、これにより得られる受信信号に基づき血
流速度を算出して表示部に血流情報を表示する超音波血
流計測装置において、前記超音波探触子を複数に分割し
送信ビーム方向の所定の観測点から反射される反射波を
同一時刻に異なった方向からそれぞれ受信する複数の振
動子群と、この各振動子群の各振動子に得られる各々の
受信信号を整相加算し前記所定の観測点での複数の血流
速度データを得る複数の加算手段と、この各々の加算手
段から入力する複数の血流速度データを加算平均する演
算手段とを具備したことを特徴とする超音波血流計測装
置。
（２）複数の振動子群の各振動子群は、超音波を受信す
る際に所定の観測点に超音波ビームを集束させることを
特徴とする請求項１項記載の超音波血流計測装置。
（３）演算手段は、血流速度データとしてパワー値を算
出しこのパワー値の大きさに基づき他の血流情報の表示
の有無を決定するものであることを特徴とする請求項１
項記載の超音波血流計測装置。