JPH1057377A

JPH1057377A - 超音波ドプラ診断装置

Info

Publication number: JPH1057377A
Application number: JP22271696A
Authority: JP
Inventors: Keibun Sou; 景文曹; Nobuo Oshima; 信雄大島
Original assignee: Aloka Co Ltd
Current assignee: Hitachi Ltd
Priority date: 1996-08-23
Filing date: 1996-08-23
Publication date: 1998-03-03
Anticipated expiration: 2016-08-23
Also published as: JP2987109B2

Abstract

(57)【要約】【課題】超音波ドプラ診断装置において、瞬間的また
は微細な乱流を伴う心臓の疾病などの現象を正確に検出
する。【解決手段】乱流により増加する速度分散Ｔを超音波
画像上で強調して表示する。具体的には、Ｔの大きさに
応じて速度Ｖ、速度分散Ｔをランダムに遷移させる分散
強調処理を行う。例えば測定値Ｂ（Ｔ₂，Ｖ₂）に対し
て、遷移後速度Ｖ_m、遷移後速度分散Ｔ_mを点線の円内
の点により指定する。この円の半径はＴに応じて大きく
なる。この処理によりＴの大きい領域では、画素値であ
る色度の画素間でのばらつきが大きくなり視覚的に目立
つようになる。特に、分散強調処理を隣接複数画素から
なる小領域ごとに行うことにより、Ｔの大きい領域にモ
ザイク状の模様が表れ、視認性が向上する。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、超音波ドプラ診断
装置、特に画像に計測領域内での運動の速度分散が明瞭
に表示される超音波診断装置に関する。

【０００２】

【従来の技術】検査対象物内部の運動状態を、非破壊で
測定するために超音波ドプラ診断装置を用いることがで
きる。例えば、心臓等の臓器あるいは循環器及び血管内
の血流または体液流といった生体内の運動の様子を測定
するために、従来より超音波ドプラ診断装置が用いられ
ている。特公平２−１６１３９号公報に記載された従来
の装置は、超音波パルスビームを送信し、生体内の運動
体からの反射エコーの周波数偏移によって運動速度を検
出するとともに、超音波パルス間の自己相関から運動速
度の分散を検出する。速度分散は、例えば血流の不規則
変動の度合いを表す。すなわち速度分散が小さいとき血
流は層流的であり、逆に大きいとき乱流的であることが
判断され、医療診断上の非常に有用な情報となる。

【０００３】従来の装置では、通常のグレースケールの
Ｂモード断層画像に、血流の方向、速度及び速度分散を
カラーで重ねて表示すること（カラーフローマッピン
グ）が行われている。図８はカラーフローマッピングの
原理を説明する色度図の概略図である。カラーフローマ
ッピングでは、通常、プローブに近づく流れが赤、遠ざ
かる流れが青の色相で区別され、速度の大きさ｜Ｖ｜は
それら赤または青の輝度の大小にて表されるとともに、
速度の分散Ｔに緑の色度が与えられる。つまり色度図上
に青から赤に向かうｙ軸と緑の度合いに応じたｘ軸を定
義し、この座標系を用いて速度−分散表示が行われる。
ある速度の値Ｖ、速度分散値Ｔの組に対して色度図上の
一点が対応し、その点で指定される色度が画素値として
定義され画像が形成される。例えば、同一のＴに対して
は、Ｖが正の方向に大きくなるほど赤味がかった色とな
り、負の方向に大きくなるほど青味がかった色となる。
一方、同一のＶに対しては、Ｔが大きくなるほど緑の成
分が強くなり、つまり分散が大きくなると例えば赤で表
される正の速度では黄味がかり、青で表される負の速度
では青緑色となる。このカラーで表された速度及びその
分散の分布画像をカラードプラ断層画像と称することと
する。なお、エコー強度は、輝度の明暗で表され、例え
ば静止している生体組織からの反射エコーは白で表示さ
れる。

【０００４】このような表示によれば、生体内の組織構
造、血流の方向、速度及び速度分散が画像上に同時に表
示され、極めて高密度の診断情報を提供することができ
る。例えば、心臓の僧帽弁または肺動脈弁の閉鎖不全な
どの病変により血液の逆流が生じると速度分散が大きく
なる。これにより、その箇所のカラードプラ画像の色合
いが時間的に変化し、そのような異常が視覚的に検知さ
れる。

【０００５】

【発明が解決しようとする課題】しかし、例えば上述し
た心臓の弁の異常による血流異常では、心臓の収縮・拡
張により心血流の流速の経時変化が速いため、カラード
プラ画像の色合いの変化が一瞬であることもある。この
ように疾病が、短時間しか持続しない乱流現象や小さな
領域で起きる乱流現象を引き起こす場合、従来の装置で
はそれらを見落としやすく、病変を鋭敏に検出できない
という問題点があった。

【０００６】本発明は上記問題点を解消するためになさ
れたもので、瞬間的な、または微細な乱流現象を画像上
で検知しやすくすることにより、より正確な診断を行う
ことができる超音波ドプラ診断装置を提供することを目
的とする。

【０００７】

【課題を解決するための手段】本発明に係る超音波ドプ
ラ診断装置は、超音波の送受波により計測領域内の各点
での速度Ｖ及び速度分散Ｔを計測する計測手段と、前記
速度分散Ｔの大きさに従って当該速度分散Ｔを遷移させ
る分散変換を行い遷移後速度分散Ｔ_mを求める第１の分
散強調手段と、前記速度分散Ｔの大きさに従って前記速
度Ｖを遷移させる速度変換を行い遷移後速度Ｖ_mを求め
る第２の分散強調手段と、前記遷移後速度Ｖ_m及び前記
遷移後速度分散Ｔ_mに基づいて画素値を決定し超音波画
像を形成する画像形成手段と、を含むことを特徴とす
る。

【０００８】本発明によれば、分散変換及び速度変換に
よる速度分散Ｔ、速度Ｖの遷移は、速度分散Ｔの大きさ
に従って行われる。ここで遷移は、ある始状態から他の
一つの終状態への一律な移動ではなく、複数の状態の中
からある規則に基づいて一つの終状態を選択し、始状態
からこの選択された終状態への移動を意味する。したが
って、例えば２つの画素が同一のＴを有していても、こ
れら２つの画素に対するＴの遷移量（Ｔ_m−Ｔ）または
Ｖの遷移量（Ｖ_m−Ｖ）は異なり得る。遷移を行う際の
ある規則とは、例えば、確率的な分布に従わせること
や、超音波画像上の部分領域単位について定義する遷移
の向きに従わせることなどをいう。前者の確率的な分布
に従わせる場合は、速度分散Ｔの大小に従って、確率的
な分布の幅またはその分布の分散の大小が定められる。
この場合、画素単位で確率的な処理を行ってもよいし、
複数画素を含む部分領域単位に確率的な処理を行っても
よい。また後者の遷移の向きを定義する場合は、速度分
散Ｔの大小に従って、遷移量の絶対値の大小を定め、定
義された向きにこの絶対値だけ移動させる。この場合、
部分領域内では同一の遷移の向きが定義されるが、部分
領域として画素を用いることもできる。第１、第２の分
散強調手段は、上述した分散変換、速度変換により、例
えば超音波画像上でＴの大きい領域ほど、遷移後速度分
散Ｔ_m、遷移後速度Ｖ_mの空間的な変動幅が大きくな
る。すなわち、Ｔ_m、Ｖ_mの値のばらつきが大きくな
り、それらに基づく画素値のばらつきも大きくなって、
超音波画像上において画素値の空間的変動の大小として
Ｔの大小が強調表示され、視覚的に認識されやすくな
る。

【０００９】本発明の好適な態様においては、前記画像
形成手段は、前記遷移後速度Ｖ_m及び前記遷移後速度分
散Ｔ_mの組み合わせに基づいて、前記画素値として色度
を決定することを特徴とする。本態様によれば、色度図
上の一方向の座標を遷移後速度Ｖ_mにより定め、他方向
の座標を遷移後速度分散Ｔ_mにより定め、これらＶ_m、
Ｔ_mにより指定された点の色度を画素値とする。これに
より、超音波画像には速度情報と速度分散情報とが同時
に表示されるが、本発明により、この多重情報画像に含
まれる速度分散情報の認識が容易となる。

【００１０】また本発明の好適な態様においては、前記
第１の分散強調手段は、乱数的な第１の変換係数Ｒ_T及
び前記速度分散Ｔに関する単調増加関数Ｆ（Ｔ）とを用
い、次式、Ｔ_m＝Ｔ＋Ｆ（Ｔ）×Ｒ_T によって前記遷移後速度分散Ｔ_mを求め、前記第２の分
散強調手段は、乱数的な第２の変換係数Ｒ_V及び前記単
調増加関数Ｆ（Ｔ）とを用い、次式、Ｖ_m＝Ｖ＋Ｆ（Ｔ）×Ｒ_V によって前記遷移後速度Ｖ_mを求めることを特徴とす
る。

【００１１】本態様によれば、Ｔ、Ｖのそれぞれの遷移
量（Ｔ_m−Ｔ）、（Ｖ_m−Ｖ）は単調増加関数Ｆ（Ｔ）
に比例するので、Ｔが大きくなるほどＴ_m、Ｖ_mのばら
つきが大きくなり、Ｔの大小が強調表示される。乱数的
な第１、第２の変換係数Ｒ_T、Ｒ_Vは、例えば平均値０
のガウス分布に従う乱数でもよいし、ある範囲で一様に
発生する乱数であってもよい。また、Ｒ_T、Ｒ_Vの値は
連続的であっても離散的であってもよい。さらに、
Ｒ_T、Ｒ_Vの値は画素ごとに定義されてもよいし、複数
の画素のまとまりごとに定義されてもよい。

【００１２】さらに本発明の好適な態様においては、前
記第１の分散強調手段は、前記超音波画像を構成する各
小領域ごとに定義された乱数的な第１の変換係数Ｒ_Tに
基づいて前記分散変換を行い、前記第２の分散強調手段
は、前記各小領域ごとに定義された乱数的な第２の変換
係数Ｒ_Vに基づいて前記速度変換を行うことを特徴とす
る。また本発明の他の好適な態様においては、前記第１
の分散強調手段は、前記超音波画像を構成する走査線に
沿って不規則に変化する第１の不規則波形関数の前記各
画素ごとの値である第１の変換係数Ｒ_Tに基づいて前記
分散変換を行い、前記第２の分散強調手段は、前記走査
線に沿って不規則に変化する第２の不規則波形関数の前
記各画素ごとの値である第２の変換係数Ｒ_Vに基づいて
前記速度変換を行うことを特徴とする。

【００１３】本態様によれば、第１、第２の分散強調手
段は、小領域に含まれる画素の集合、または走査線上に
て不規則波形関数の波形幅に対応する画素の集合に対し
ては同一の傾向・程度のＴ、Ｖの遷移量を与え、この画
素の集合に隣接する他の画素の集合にはそれとは異なる
傾向・程度のＴ、Ｖの遷移量を与える。これにより、超
音波画像の画素値を、画素より大きな空間的な単位ごと
にばらつかせることができる。つまり、Ｔが大きな領域
に含まれる前記小領域等間では、その中での画素値の平
均的なレベルに差異が生じるので、Ｔの小さな領域では
滑らかな画質が得られるのに対し、Ｔが大きな領域では
前記小領域等を単位とした例えばモザイク状の模様が表
れ、視覚への訴求効果が一層向上する。

【００１４】本発明に係る超音波ドプラ診断装置は、超
音波の送受波によって計測領域内の各点で測定された速
度分散Ｔの大きさに従い、当該速度分散Ｔを遷移させて
遷移後速度分散Ｔ_mを求める分散強調手段と、少なくと
も前記遷移後速度分散Ｔ_mに基づいて画素値を決定し超
音波画像を形成する画像形成手段とを含むことを特徴と
する。また、本発明に係る超音波ドプラ診断装置は、超
音波の送受波によって計測領域内の各点で測定された速
度分散Ｔの大きさに従い、当該速度Ｖを遷移させて遷移
後速度Ｖ_mを求める分散強調手段と、少なくとも前記遷
移後速度Ｖ_mに基づいて画素値を決定し超音波画像を形
成する画像形成手段と、を含むことを特徴とする。本発
明によれば、計測領域内での任意の測定量を表示する超
音波画像において、速度分散の情報を強調し重畳して表
示することができる。

【００１５】

【発明の実施の形態】

［実施形態１］次に、本発明の実施例について図面を参
照して説明する。図１は、本発明を実施した超音波カラ
ードプラ診断装置の主要部のブロック構成図である。こ
こでは、生体を計測対象として考える。探触子２は振動
子アレイを有する。この振動子アレイは送受信回路４で
生成されたパルス状の送信信号を供給されて励振され、
超音波パルスビームを計測領域である体内に送信する。
この超音波パルスビームの体内からの反射エコーは、探
触子２によって電気的な受信信号に変換され、送受信回
路４内の送受切換器を介して受信系統に取り込まれる。
ビームスキャンは、送信信号の位相差を振動子アレイ間
にて制御することにより超音波パルスビームの送信方向
を制御することにより行われ、これにより得られた反射
エコーを処理することにより、生体の断層像を得ること
ができる。本装置は、断層像として通常のＢモード表示
とカラードプラ表示の両方を行うことができる構成であ
る。受信信号は送受信回路４にて増幅、振動子アレイ間
での受信信号の位相差を調整する受波整相処理等の処理
を行った後、その内部の分配器を介して、Ｂモード表示
処理の系統である受波整形検波回路６側とカラードプラ
表示処理の系統である直交位相検波回路８側との両方へ
出力される。

【００１６】Ｂモード断層画像の生成においては、受信
信号は受波整形検波回路６、アナログ・デジタル（Ａ／
Ｄ）変換回路１０を経て、デジタルスキャンコンバータ
（ＤＳＣ）を用いた画像表示発生回路１２に入力されＢ
モード断層画像のデータとして記憶される。

【００１７】カラードプラ断層画像の生成においては、
受信信号は直交位相検波回路８、Ａ／Ｄ変換回路１６、
クラッタ抑制回路１８、血流情報計算回路２０を経て、
画像表示発生回路１２に入力されカラードプラ断層画像
のデータとして記憶される。ここで、直交位相検波回路
８は、生体内からの受信信号を互いに位相が９０゜異な
る参照波で検波して複素ドプラ信号を生成する直交位相
検波処理を行う。この出力には、比較的動きの遅い心臓
壁や弁運動からの反射信号も含まれている。この低周波
のドプラ信号は、血流からの反射信号の例えば数百倍と
いう大きな振幅を有し、血流の測定に著しい妨害を与え
るもの（クラッタ）である。クラッタ抑制回路１８はド
プラ信号における低周波成分を除去することによりこの
クラッタの除去を行う。

【００１８】血流情報計算回路２０は、ドプラ信号の分
析を行う回路であり、自己相関法などにより、平均ドプ
ラ周波数から各点での平均血流速度を求める演算、速度
の広がりを求める分散演算、ドプラ信号のパワーを求め
るパワー演算といった処理を行う。これらの演算により
運動状態を表す変数値として求められた速度Ｖとその分
散Ｔとがそれぞれバッファメモリに速度画像、速度分散
画像として格納される。このメモリのＸ、Ｙアドレス
は、測定座標系に対応している。つまり直交座標系
（Ｘ，Ｙ）にて測定された場合には、Ｘ、Ｙアドレスに
それぞれＸ座標、Ｙ座標が対応する。よって直交座標系
の場合には、メモリにそれぞれ格納された速度画像、速
度分散画像は実際の計測領域のイメージに直接的に対応
するので、これをそのまま画像表示発生回路１２に入力
すればよい。また極座標系（ｒ，θ）にて測定された場
合には、Ｘ、Ｙアドレスにそれぞれθ座標、ｒ座標が対
応する。ただし、極座標系の場合には、メモリにそれぞ
れ格納された速度画像、速度分散画像を直接的に表示器
１４に表示すると、例えばセクタ型の実際の計測領域が
それとは異なる矩形に表示される。この場合、画像表示
発生回路１２において、ＤＳＣを介してメモリ上での画
像イメージを実際の領域のイメージに変換するような処
理が行われている。本装置ではカラーフローマッピング
が行われており、上記メモリに格納された速度Ｖと分散
Ｔに基づいて、従来技術の説明にて述べたようにして色
度が決定され、それを画素値とする画像が生成される。
画像表示発生回路１２は、この色度を画素値とするカラ
ードプラ表示のデータとＢモード表示のデータとを入力
され、これらを重ね合わせた画像を形成し、表示器１４
にて表示する。

【００１９】なお図１は、特に受信信号の流れに着目し
た図であって、他の部分、例えば探触子２によるスキャ
ン動作と画像表示とのタイミングを合わせたりするため
の制御系については図示を省略している。

【００２０】上記ブロック構成は従来の装置と同様であ
るが、本装置における特徴は血流情報計算回路２０、ま
たは、画像表示発生回路１２での処理にある。つまり、
従来の装置では測定された速度Ｖと速度分散Ｔとが同一
であれば、画素値に対応される色度は一意に決まるのに
対し、本装置では、次の（１）、（２）式で表されるよ
うに、計測手段により得られた速度分散Ｔ、速度Ｖを乱
数的な変換係数Ｒ_T、Ｒ_Vに基づいて遷移させて、遷移
後速度分散Ｔ_m、遷移後速度Ｖ_mに変換し、これら
Ｔ_m、Ｖ_mを用いて色度を決定する。

【００２１】Ｔ_m＝Ｔ＋Ｆ(T) ・Ｒ_T ………（１）Ｖ_m＝Ｖ＋Ｆ(T) ・Ｒ_V ………（２）ここで、例えばＲ_T、Ｒ_Vはそれぞれ−１〜１の値をと
る乱数である。その分布は本装置では、平均値０のガウ
ス分布である。その他、Ｒ_T、Ｒ_Vはある範囲での一様
乱数であってもよいし、離散的な値をとる乱数であって
もよく、種々のものを用いることができる。Ｒ_T、Ｒ_V
について本質的なことは、場合ごとに、特に画像の隣接
する領域で異なる値を取り得ることとし、速度分散の画
像上における明瞭な表示を可能とすることである。よっ
て、本装置の分散強調手段としては、Ｒ_T、Ｒ_Vに乱数
でないものを用いた構成も可能であり、例えば、画像上
の位置に応じ市松模様状に交互に１、−１となるように
定義してもよい。またＦ(T) は速度分散Ｔの単調増加関
数であり、例えば（３）式に表される関数である。

【００２２】Ｆ(T) ＝Ｋ・sin ⁿ( π/2・Ｔ/ Ｔ_M) ………（３）ここでＫは定数、Ｔ_MはＴの最大値として定義される定
数である。図２は、（３）式で表されるＦ(T) の例であ
り、ｎ＝1.5 と２の場合を示す。このほか、Ｆ(T) は単
調増加関数であれば何でもよいが、経験的に（３）式に
示す関数は、速度分散Ｔを明瞭に表示するという目的に
対して良好な結果を示す。なお、Ｆ(T)を（１）式と
（２）式において異なる関数、例えば（３）式において
異なるｎを有する関数としてもよい。またＦ(T) に代え
て、ＴとＶの２つの引数で定義される関数Ｆ(T,V) を用
いることもできる。

【００２３】このように、Ｔ_m、Ｖ_mはそれぞれＴ、Ｖ
をそれらを中心としてランダムにばらつかせたものであ
る。Ｔ_m、Ｖ_mはランダムにばらつくので、Ｔ、Ｖの組
が互いに同一となる点があったとしても必ずしもそれら
に対するＴ_m、Ｖ_mの組は同一とはならず、よってこれ
らの点に対しては異なる色度が定義されることとなる。
このＴ_m、Ｖ_mそれぞれのばらつき度合いは単調増加関
数Ｆ（Ｔ）により速度分散Ｔが大きいほど大きい。すな
わち、（１）、（２）式による処理により分散強調が行
われる。本装置は、上記変換処理に基づくカラードプラ
画像における分散強調手段を有している点で、従来の装
置と相違している。速度分散Ｔに応じて色度のばらつき
を大きくすることにより、視覚上、速度分散Ｔが大きい
箇所はざらついた感じを与える画像が得られ、色度の違
い、すなわち色度の緑成分の強さだけにより速度分散Ｔ
の情報を表現する従来装置よりも速度分散の知覚が容易
となる。

【００２４】本装置で採用する分散強調手段は、さらに
視覚への訴求効果を向上させるため、画像領域を小領域
（窓）に分割し、各窓内の画素には、乱数値Ｒ_T、Ｒ_V
の組として同じものを用いる。窓は例えば画像を水平方
向に３画素ごと、垂直方向に２画素ごとに分割して得ら
れる、３×２画素の領域である。このように小領域を用
いることにより、画像はモザイク状に表される。分散強
調の空間的単位を画素ではなく、ある程度の大きさの領
域とすることにより、より視覚上目立つようになる。但
し、その領域の大きさをあまり大きくすると、分散の大
きな箇所、例えば血流の乱れがどこに生じたかを特定し
にくくなるので、窓の大きさは、例えば乱流の発生の有
無の認識の容易さと乱流の発生位置の検出に要求される
精度との兼ね合いから定められる。このとき画像の解像
度、つまりＸ、Ｙアドレスの最大値（それぞれ画像の水
平画素数、走査線数に対応）も関係することはいうまで
もない。なお、窓内の画素間では乱数を共通に定義した
だけであるので、画素間での元のＴ、Ｖのそれぞれの大
小関係は保存されている。よって窓内で画素値は一般に
均一とはならず、解像度の劣化とはならない。以下、詳
細を説明する。

【００２５】図３は、上記メモリに格納された速度画像
及び速度分散画像に分散強調処理を行う血流情報変換器
の大まかなブロック構成図である。これら画像メモリは
血流情報計算回路２０の中にあっても、画像表示発生回
路１２のＤＳＣの前または後にあってもよい。また、直
交座標系であっても、極座標系であってもよい。便宜
上、直交座標系（Ｘ，Ｙ）を用いて説明する。血流情報
変換器４０は、速度画像を格納した速度用メモリ４２か
ら速度Ｖが、そして速度分散画像を格納した速度分散用
メモリ４４から速度分散Ｔが入力される。入力される
Ｖ、Ｔのメモリ４２、４４でのＸ、Ｙアドレスは画像ア
ドレス発生器４６により指定される。この画像アドレス
発生器４６から出力されるＸ、Ｙアドレスは血流情報変
換器４０にも入力される。血流情報変換器４０は、乱数
番号発生器５０と３つのＲＯＭ（ReadOnly Memory）５
２、５４、５６を含み、入力されたＶ、Ｔに（１）、
（２）式で表される変換を行い、Ｖ_m、Ｔ_mを生成し出
力する。

【００２６】乱数番号発生器５０は、乱数Ｒ_V、Ｒ_Tに
対応づけられるインデックスｉを、画像領域の各窓に割
り当てるテーブルである。図４は、乱数番号発生器５０
に格納されているテーブルのイメージ図である。本装置
では、窓は水平３画素、垂直２画素の大きさとしてお
り、全画像領域、例えば５１２×５１２画素の領域が窓
の大きさに分割される。乱数番号発生器５０は、Ｘ、Ｙ
アドレスにより指定される各画素ごとにインデックスｉ
を格納しているが、そのインデックスｉには同一の窓に
含まれる画素については同じ値が設定されている。イン
デックスは、例えばｉ＝０〜６３の整数であり、これを
画像領域内の窓間においてランダムかつ均一に分布させ
る。

【００２７】ＲＯＭ５２、５４、５６はそれぞれ２つの
パラメータに１つの値を対応させる２次元変換テーブル
を格納している。ＲＯＭ５２には、速度分散Ｔとインデ
ックスｉの組（Ｔ，ｉ）に対応するＴ_mの値が、（１）
式に基づいてあらかじめ計算されて格納されている。こ
の計算において変換係数Ｒ_Tにはインデックスｉに対応
づけられる乱数値Ｒ_T(i) が用いられる。また、変換後
の処理も施されている。例えば、速度分散Ｔ_mには０≦
Ｔ_m≦Ｔ_Mという条件を課し、（１）式の値がＴ_m＜０
となる（Ｔ，ｉ）に対しては、ＲＯＭ５２にＴ_m＝０を
格納し、（１）式の値がＴ_m＞Ｔ_Mとなる（Ｔ，ｉ）に
対しては、ＲＯＭ５２にＴ_m＝Ｔ_Mを格納する。

【００２８】一方、速度Ｖに対する分散強調処理はＲＯ
Ｍ５４とＲＯＭ５６を用いて行われる。ＲＯＭ５４に
は、（２）式の右辺第２項の値が組（Ｔ，ｉ）に対応し
てあらかじめ計算されて格納される。すなわち、インデ
ックスｉに対応づけられる乱数値Ｒ_V(i) を用いて計算
された［Ｆ(T) ・Ｒ_V(i) ］が格納される。ＲＯＭ５６
は、速度ＶとＲＯＭ５４から出力された［Ｆ(T) ・Ｒ_V
(i) ］とを２つのパラメータとして、これら２つのパラ
メータに対し、これらを互いに加算した値、すなわち
（２）式の値をあらかじめ計算して格納している。ま
た、ＲＯＭ５６の内容は、（２）式に基づく変換を行っ
た後の処理も反映している。つまり、例えばＲＯＭ５６
には、（２）式の計算により｜Ｖ_m｜＞最大流速Ｖ_Mと
なる場合には折り返し処理を行った値（Ｖ_m−２Ｖ_Mま
たはＶ_m＋２Ｖ_M）が格納されている。

【００２９】このようにＲＯＭ５２にＴ、ｉを与えるこ
とにより、これらに対応するＴ_mが決定され、一方ＲＯ
Ｍ５４、５６にＴ、Ｖ、ｉを与えることにより、これら
に対応するＶ_mが決定され、血流情報変換器４０からＴ
_m、Ｖ_mが出力される。従来は変換前のＴ、Ｖを用いて
カラーフローマッピング、及び表示器１４への表示を行
っていた。それと比較すると本装置では、ランダムにば
らつかせて求めたＴ_m、Ｖ_mをＴ、Ｖに代えて用いる点
が異なる。カラーフローマッピングの処理や表示器１４
へのカラードプラ画像の表示処理は従来の回路をそのま
ま用いて行うことができる。なお、本装置で用いた乱数
Ｒ_T(i) 、Ｒ_V(i) は、例えば平均値０で−１〜１の範
囲で発生されるガウス型の乱数関数に基づくものである
が、代わりに他の乱数関数を用いてもよい。

【００３０】図５は、本装置におけるカラーフローマッ
ピングの原理を説明する色度図の概略図であり、速度
Ｖ、速度分散Ｔと色度図上の点との対応付けを説明する
図である。座標軸の設定は図８と同様である。例えば、
速度Ｖと分散Ｔを座標系とする３つの測定点Ａ（Ｔ₁，
Ｖ₁）、Ｂ（Ｔ₂，Ｖ₂）、Ｃ（Ｔ₃，Ｖ₃）を考え
る。測定点Ａ、Ｂ、Ｃをそれぞれ中心とする点線の円
は、各測定点に対応する点（Ｔ_m，Ｖ_m）の分布範囲を
表す。血流情報変換器４０は、各測定点に対して、それ
ぞれの分布範囲内から乱数Ｒ_T、Ｒ_Vに基づいてランダ
ムに選択された一点を対応させる働きを有する。選択さ
れた一点（Ｔ_m，Ｖ_m）により色度図上において指定さ
れる色度が、カラードプラ画像の画素値として決定され
る。

【００３１】それぞれの分布範囲の半径ｒ₁、ｒ₂、ｒ
₃は（３）式により定まる。例えばｒ₁＝Ｆ(T₁) 、ｒ
₂＝Ｆ(T₂) である。Ｔ₁＜Ｔ₂とするとｒ₁＜ｒ₂で
あり、速度分散Ｔの測定値が大きいほど、Ｔ_m、Ｖ_mの
ばらつき形が大きくなる。そのため疾病等によって血流
が異常となり速度分散Ｔが大きくなると、その領域は、
一つには同一の窓内での色度の変化が強調されること、
もう一つには隣接する窓間で色度のギャップが大きくな
りモザイク状の模様が鮮明に表れることによって、視覚
的に目立ちやすくなる。

【００３２】測定点Ｃは速度Ｖ₃が最大流速Ｖ_Mに近
く、そのため円で示される分布範囲が色度図の定義域か
ら一部はみ出す。血流情報変換器４０は、このはみ出す
斜線領域８０内の点（Ｔ_m，V'_m）を、速度軸（色度図
のｙ軸）上の反対側の斜線領域８２内の点、正確には
（Ｔ_m，V'_m−２Ｖ_M）なる点に対応させるように、Ｒ
ＯＭ５６の変換テーブルを定義されている。これが折り
返し処理である。

【００３３】速度用メモリ４２、速度分散用メモリ４４
にそれぞれ格納された速度画像、速度分散画像が極座標
系（ｒ，θ）で表される例えば、セクタ画像に対応した
ものである場合でも、上述したのと同様の処理により変
換が行われる。そして、この場合、実際のイメージであ
るセクタ画像にて表示器１４に表示するためには、画像
表示発生回路１２にてＤＳＣにより座標変換が行われ
る。また、極座標系の速度画像、速度分散画像をＤＳＣ
により、一旦、直交座標系の画像に変換した後、上述し
たのと同様の処理を行ってもよい。

【００３４】上記、構成では、血流情報変換器４０の前
段に速度用メモリ４２、速度分散用メモリ４４に格納さ
れた速度画像、速度分散画像があるものとしたが、ここ
に画像イメージでデータが蓄積されることは必須ではな
い。例えば、測定により得られる各点の速度Ｖ、速度分
散Ｔを逐次、血流情報変換器にてＶ_m、Ｔ_mに変換し、
変換されたデータを画像表示発生回路１２にて蓄積して
画像を形成するようにしてもよい。

【００３５】本装置では、血流情報変換器の機能をＲＯ
Ｍなどに格納されたテーブルを用いた変換により実現し
た。このテーブルには折り返し処理などの各種例外的処
理をあらかじめ含んだ形で定義しておくことができる。
そのため、演算器ならば条件判断処理を必要とし処理時
間が増加するような場合でも、本装置で用いたテーブル
による方法ならば安価かつ単純な構成で高速に変換を行
うことができる。むろん、演算器を用いて上記血流情報
変換器の機能を実現し、本発明を実施することも可能で
ある。

【００３６】また、上述のＲＯＭ５２、５４の内容を定
める際、変換係数である乱数Ｒ_T、Ｒ_Vはインデックス
ｉのみに依存させて定めた。すなわち乱数はＲ_T(i) 、
Ｒ_V(i) という形で表されるものとした。しかし、例え
ば速度分散Ｔにも依存するＲ_T(i,T) 、Ｒ_V(i,T) とい
う形の乱数を用いてＲＯＭ５２、５４の内容を定めても
よい。このときの引数Ｔとしては、例えば窓内の平均の
速度分散を用いることができる。さらに、速度Ｖ、速度
分散Ｔが変化しなくても、ばらつき自体を経時的に変化
させることにより、より視覚に訴えるようにすること
も、病変の検知をより鋭敏に行うために有効である。こ
のような経時的な変化を実現する具体的構成例の一つ
は、ＲＯＭ５２、５４に、（Ｔ，ｉ）に対応するテーブ
ルとして異なる内容を有するものをそれぞれ複数格納し
ておき、これら複数のテーブルから画像のフレームごと
に異なるものを選択して用いるというものである。

【００３７】本装置は、生体を被検体とする超音波ドプ
ラ診断装置であるが、本発明は他の被検体を測定する超
音波ドプラ診断装置にも適用することができる。

【００３８】［実施形態２］本発明の他の実施例につい
て図面を参照して説明する。図１に示す構成は、本装置
においても同様であるので、以下の説明に同図を援用す
る。本装置と上記実施形態に係わる装置とは、血流情報
計算回路２０または画像表示発生回路１２の中の血流情
報変換器が異なる。本装置の血流情報変換器は、そのブ
ロック構成としては上記実施形態の図３と同じであるの
で同図を援用する。但し、各構成要素は互いに差異を有
するため、以下の説明では、血流情報変換器及びその構
成要素の符号は、図３の符号に１００を加えたものを用
いて区別する。具体的には、本装置の血流情報変換器１
４０は、Ｒ_T、Ｒ_Vとして実施形態１のような無相関の
乱数ではなく、不規則波形を各走査線に対応させ
（１）、（２）式に示す変換を行う。図６（ａ）、
（ｂ）はそれぞれＲ_T(i) 、Ｒ_V(i) に対する不規則波
形関数の一例を示すグラフである。Ｒ_T、Ｒ_Vが実施形
態１と異なるものであるため、ＲＯＭ１５２、１５４、
１５６の記憶しているテーブルの内容はＲＯＭ５２、５
４、５６と異なる。また乱数番号発生器１５０も、図７
に示すブロック構成を有する点で上記実施形態の乱数番
号発生器５０と異なる。以下、詳細を説明する。なお、
速度用メモリ４２、速度分散用メモリ４４に蓄積される
速度Ｖ、速度分散Ｔは、直交座標系（Ｘ，Ｙ）により測
定されたものでも、極座標系（ｒ，θ）により測定され
たものでもよい。

【００３９】血流情報変換器１４０には、実施形態１と
同様、画像アドレス発生器４６から出力されるＸ、Ｙア
ドレスと、速度用メモリ４２、速度分散用メモリ４４か
ら前記Ｘ、Ｙアドレスに対応して読み出される速度Ｖ、
速度分散Ｔとが入力される。速度Ｖ、速度分散Ｔの読み
出しは、Ｘアドレス方向を走査線方向とした順次走査に
より行われる。

【００４０】乱数番号発生器１５０は、Ｘ、Ｙアドレス
を入力されて、インデックスｉを出力する回路であり、
まずカウンタ１７０はＹアドレス信号パルスを２分周し
てカウントアップを行う。すなわち、カウンタ１７０の
出力カウント値をＷとすると、Ｙ＝０、１、２、３、
４、５、…というＹのシーケンスに対応して、Ｗ＝０、
０、１、１、２、２、…を順次出力する。ＲＯＭ１７２
は、Ｗをインデックスとして正数の乱数ａを格納してお
り、入力されたＷに対応する乱数ａを出力する。ａは０
≦ａ≦Ｎであり、ここでＮは速度用メモリ４２、速度分
散用メモリ４４のＸアドレスの最大値である。

【００４１】カウンタ１７４はＸアドレス信号パルスに
同期して動作する。カウンタ１７４はＹアドレスをロー
ドして、その下位ビットに基づいて、乱数ａのリセット
を行う。例えば、ここではＹアドレスが２増加するごと
にａが変更されるので、カウンタ１７４は、２進数で表
されたＹアドレスの下位１ビットが“０”となるとａを
取り込む。カウンタ１７４はａを初期値としてＸアドレ
ス信号パルスごとにカウントアップを行い、そのカウン
ト値をｉとして出力する。具体的にはｉ＝ａ，ａ＋１，
ａ＋２，…，Ｎ，０，１，２，…，ａ−１と順次カウン
トする。

【００４２】ＲＯＭ１５２には、実施形態１同様、速度
分散Ｔとインデックスｉの組（Ｔ，ｉ）に対応するＴ_m
の値が（１）式に基づいてあらかじめ計算されて格納さ
れているが、この計算においてＲ_Tにはインデックスｉ
に対応づけられる不規則波形関数値Ｒ_T(i) が用いられ
る点が上記実施形態と異なる。このＲＯＭ１５２が第１
の分散強調手段であり、遷移後速度分散Ｔ_mを出力す
る。ＲＯＭ１５２に格納される値において、遷移後速度
分散Ｔ_mの範囲制限（０≦Ｔ_m≦Ｔ_M）が考慮されてい
る点は上記実施形態と同じである。

【００４３】一方、ＲＯＭ１５４とＲＯＭ１５６が実施
形態１同様、第２の分散強調手段であり、遷移後速度Ｖ
_mを出力する。実施形態１との違いは、ＲＯＭ１５４に
組（Ｔ，ｉ）に対応して格納される（２）式の右辺第２
項の値の計算において、Ｒ_Vとして不規則波形関数値Ｒ
_V(i) を用いる点にある。ＲＯＭ１５６に格納される値
において、遷移後速度分散Ｖ_mの折り返し処理が考慮さ
れている点は上記実施形態と同じである。

【００４４】不規則波形関数Ｒ_T(i) 、Ｒ_V(i) は、例
えば、連続する引数ｉの間で相関を有する不規則波形で
ある。これは、例えば、無相関の乱数列の値を引数ｉの
所定幅Ｌにて移動平均することにより生成することがで
きる。幅Ｌの選定により不規則波形の平均周期や変化の
度合いが調整される。ここでは、その平均周期は、例え
ば数画素程度となるように設定される。また、不規則波
形関数は、ａで与えられる走査線上でのスタート位置が
２走査線ごとにランダムに変更される。

【００４５】これにより、画素値は、走査線方向（つま
りＸアドレス方向）には不規則波形関数の変動に応じて
空間的に不規則な周期で変調され、一方、Ｙアドレス方
向には２画素という大きさの変調の周期を有する。よっ
て本装置では、速度分散Ｔが、画素値を速度分散Ｔに応
じたばらつき量で画素ごとに遷移させることによって、
画像上で強調されるのとは別に、２次元的に分布した粒
状の模様によっても画像上、強調される。つまり実施形
態１で述べた窓ごとに乱数を定義して得られたモザイク
状の模様と同様の視認性向上の効果が本装置においても
実現される。なお、実施形態１の窓を用いた場合には、
画素値の空間的変化の周期は一定、例えば３画素ごとで
あったが、これに対し不規則波形関数を用いると周期が
不規則となり、この点で実施形態１と異なる。

【００４６】なお、模様の粒の大きさ、すなわち粒径に
関して、例えば乱流の発生の有無の認識の容易さと乱流
の発生位置の検出に要求される精度との兼ね合いから定
められる点は実施形態１と同様である。本装置では、粒
径は走査線方向に関しては、例えば不規則波形関数を生
成する際の上記移動平均幅Ｌにより調整され、一方、Ｙ
アドレス方向には、カウンタ１７０の分周比を変え、こ
れに対応させてカウンタ１７４のａのロードタイミング
を変えることにより調整される。

【００４７】本装置では、実施形態１で述べた理由によ
り血流情報変換器の機能をＲＯＭなどのテーブルを用い
た変換により実現したが、これを演算器の用いて実現し
てもよい。また、乱数番号発生器１５０は、Ｘ、Ｙ座標
が指定されると各画素に対応する不規則波形関数の引数
ｉを出力するようなテーブルを格納したＲＯＭで構成す
ることもできる。この場合にはＸ、Ｙアドレスの順序に
関係なく（１）、（２）式による変換を行うことができ
るので、速度用メモリ４２、速度分散用メモリ４４を省
くこともできる。さらに、速度Ｖ、速度分散Ｔが変化し
なくても、ばらつき自体が経時的に変化するように、例
えば、ＲＯＭ１５２、１５４に、異なる不規則波形関数
に対応するテーブルを複数格納しておき、これら複数の
テーブルから画像のフレームごとに異なるものを選択し
て用いてもよい。

【００４８】

【発明の効果】本発明の超音波ドプラ診断装置によれ
ば、速度Ｖ、速度分散Ｔに基づいて画素値が定められる
超音波画像において、速度分散Ｔが大きいほど空間的に
遷移後速度Ｖ_m、遷移後速度分散Ｔ_mが大きな振幅で変
動するようにこれらＶ_m、Ｔ_mが定められ、よって、速
度分散Ｔの大小が画素値のばらつきとして画像に強調さ
れて表現される。これにより乱流を生じ速度分散が大き
くなる現象をたとえその現象が瞬間的、または微細であ
っても容易に検知することができるという効果が得ら
れ、例えば、上記現象を伴う心臓の疾病などをより正確
に検出できるようになる。

【００４９】また、本発明によれば、超音波画像の画素
値を、画素より大きな空間的な単位ごとにＴの大きさに
応じてばらつかせることにより、Ｔの小さな領域では滑
らかな画質が得られるのに対し、Ｔが大きな領域では前
記小領域等を単位とした例えばモザイク状の模様が表れ
る。これにより、速度分散Ｔの大小の視覚への訴求効果
が一層向上し、速度分散Ｔが大きくなる現象をさらに正
確に検出できるという効果が得られる。

【００５０】さらに本発明によれば、計測領域内での任
意の測定量を表示する超音波画像において、各画素値を
その各画素に対応する速度分散Ｔの大きさに応じてばら
つかせることにより、超音波画像に速度分散Ｔの情報を
検知容易な形で重畳して表示することができるという効
果が得られる。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明を実施した超音波カラードプラ診断装
置の主要部のブロック構成図。

【図２】分散強調処理に用いられる単調増加関数Ｆ
（Ｔ）の一例を示すグラフ。

【図３】血流情報変換器の概略のブロック構成図。

【図４】実施形態１に係る乱数番号発生器に格納され
ているテーブルのイメージ図。

【図５】カラーフローマッピングに対する本発明の分
散強調処理の作用を説明するための模式的な色度図。

【図６】実施形態２に係る不規則波形関数Ｒ_T(i) 、
Ｒ_V(i) の波形例を示すグラフ。

【図７】実施形態２に係る乱数番号発生器のブロック
構成図。

【図８】カラーフローマッピングの原理を説明する模
式的な色度図。

【符号の説明】

２探触子、４送受信回路、６受波整形検波回路、
８直交位相検波回路、１０，１６Ａ／Ｄ変換回路、
１２画像表示発生回路、１４表示器、１８クラッタ
抑制回路、２０血流情報計算回路、４０，１４０血
流情報変換器、４２速度用メモリ、４４速度分散用
メモリ、４６画像アドレス発生器、５０，１５０乱
数番号発生器、５２，５４，５６，１５２，１５４，１
５６，１７２ＲＯＭ、１７０，１７４カウンタ。

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】超音波の送受波により計測領域内の各点
での速度Ｖ及び速度分散Ｔを計測する計測手段と、前記速度分散Ｔの大きさに従って当該速度分散Ｔを遷移
させる分散変換を行い、遷移後速度分散Ｔ_mを求める第
１の分散強調手段と、前記速度分散Ｔの大きさに従って前記速度Ｖを遷移させ
る速度変換を行い、遷移後速度Ｖ_mを求める第２の分散
強調手段と、前記遷移後速度Ｖ_m及び前記遷移後速度分散Ｔ_mに基づ
いて画素値を決定し超音波画像を形成する画像形成手段
と、を含むことを特徴とする超音波ドプラ診断装置。
【請求項２】前記画像形成手段は、前記遷移後速度Ｖ
_m及び前記遷移後速度分散Ｔ_mの組み合わせに基づい
て、前記画素値として色度を決定することを特徴とする
請求項１記載の超音波ドプラ診断装置。
【請求項３】前記第１の分散強調手段は、乱数的な第
１の変換係数Ｒ_T及び前記速度分散Ｔに関する単調増加
関数Ｆ（Ｔ）とを用い、次式、Ｔ_m＝Ｔ＋Ｆ（Ｔ）×Ｒ_T によって前記遷移後速度分散Ｔ_mを求め、前記第２の分散強調手段は、乱数的な第２の変換係数Ｒ
_V及び前記単調増加関数Ｆ（Ｔ）とを用い、次式、Ｖ_m＝Ｖ＋Ｆ（Ｔ）×Ｒ_V によって前記遷移後速度Ｖ_mを求めること、を特徴とす
る請求項１記載の超音波ドプラ診断装置。
【請求項４】前記第１の分散強調手段は、前記超音波
画像を構成する各小領域ごとに定義された乱数的な第１
の変換係数Ｒ_Tに基づいて前記分散変換を行い、前記第２の分散強調手段は、前記各小領域ごとに定義さ
れた乱数的な第２の変換係数Ｒ_Vに基づいて前記速度変
換を行うこと、を特徴とする請求項１記載の超音波ドプ
ラ診断装置。
【請求項５】前記第１の分散強調手段は、前記超音波
画像を構成する走査線に沿って不規則に変化する第１の
不規則波形関数の前記各画素ごとの値である第１の変換
係数Ｒ_Tに基づいて前記分散変換を行い、前記第２の分散強調手段は、前記走査線に沿って不規則
に変化する第２の不規則波形関数の前記各画素ごとの値
である第２の変換係数Ｒ_Vに基づいて前記速度変換を行
うこと、を特徴とする請求項１記載の超音波ドプラ診断
装置。
【請求項６】超音波の送受波によって計測領域内の各
点で測定された速度分散Ｔの大きさに従い、当該速度分
散Ｔを遷移させて遷移後速度分散Ｔ_mを求める分散強調
手段と、少なくとも前記遷移後速度分散Ｔ_mに基づいて画素値を
決定し超音波画像を形成する画像形成手段と、を含むこ
とを特徴とする超音波ドプラ診断装置。
【請求項７】超音波の送受波によって計測領域内の各
点で測定された速度分散Ｔの大きさに従い、当該速度Ｖ
を遷移させて遷移後速度Ｖ_mを求める分散強調手段と、少なくとも前記遷移後速度Ｖ_mに基づいて画素値を決定
し超音波画像を形成する画像形成手段と、を含むことを
特徴とする超音波ドプラ診断装置。