JPH11267125A

JPH11267125A - 超音波ドプラ診断装置および超音波ドプライメージングの信号処理方法

Info

Publication number: JPH11267125A
Application number: JP7813898A
Authority: JP
Inventors: Yasuhiko Abe; 康彦阿部; Yoichi Ogasawara; 洋一小笠原; Ryoichi Kanda; 良一神田
Original assignee: Toshiba Corp
Current assignee: Toshiba Corp
Priority date: 1998-03-25
Filing date: 1998-03-25
Publication date: 1999-10-05
Anticipated expiration: 2018-03-25
Also published as: JP4149554B2

Abstract

(57)【要約】【課題】超音波ビーム幅に比べて十分に大きな心腔内な
どの血管系や造影剤が注入された血管系を撮像する場合
など、クラッタ成分に比して血流成分の信号値の影響が
無視できなくなる状況であっても、実質臓器の動き量に
関わらず、クラッタ成分を十分に且つ確実に除去し、速
度が非常に低い血流も同時に検出する。【解決手段】ドプラ信号から時系列的に変動の大きい信
号成分を事前に除去するＬＰＦ４５ｊと、このＬＰＦに
よって信号成分が除去されたドプラ信号を用いてクラッ
タ成分の除去に関する情報を決める手段（４５ａ，４５
ｂ，４５ｅ，４５ｆ，４５ｈ，４５ｋ〜４５ｍ）と、そ
の情報に基づきドプラ信号からクラッタ成分を除去する
手段（４５ｃ，４５ｄ，４５ｇ，４５ｉ）と、この手段
の除去によって得られたドプラ信号を用いて断面の血流
情報を抽出する手段とを備える。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、超音波ドプラ法を
利用して生体内の血流の動態情報を得る超音波ドプライ
メージングに係り、とくに、運動している心筋などの臓
器が反射したエコー成分（クラッタ成分）を除去して血
流情報の検出精度や描出能を向上させたイメージングに
関する。

【０００２】

【従来の技術】超音波ドプラ法は、超音波信号のドプラ
効果を利用して、被検体内の主として血流動態の情報を
体外から非観血的に得る手法で、これを実施する超音波
診断装置は、今や目覚ましい進歩を遂げている。

【０００３】この超音波診断装置の一つのタイプとし
て、Ｂモードのイメージング法のほかに、血流情報を得
るための、カラードプラ断層法を実施するＣＦＭ（カラ
ーフローマッピング）モードおよびパルスドプラ法を実
施するＰＷモードのイメージング機能を備えた超音波ド
プラ診断装置が知られている。ＣＦＭモードのイメージ
ングは、レーダ分野で使用されているＭＴＩ（移動目標
指示装置）の技術を利用したもので、断層面の２次元の
血流速度分布像を得ることができる。またＰＷモードの
イメージングによれば、断層面の１点における血流情報
を得ることができる。

【０００４】超音波プローブを介して超音波信号を生体
内に送信したことによって得られる生体からの反射エコ
ーは、超音波プローブで受信される。このプローブから
出力される受信信号は受信回路に送られる。受信回路で
は、受信信号が受信チャンネル毎に増幅され、フォーカ
スのための遅延時間が与えられて加算される。

【０００５】Ｂモードの処理系では、受信回路により整
相加算された出力信号を対数増幅器で対数的に増幅し、
包絡線検波し、さらにデジタル信号に変換される。この
デジタル量のエコー信号は表示系の画像メモリに保持さ
れる。

【０００６】また、ＣＦＭモードの処理系では、受信回
路からのエコー信号が直交位相検波器で直交位相検波さ
れる。つまり、エコー信号は、超音波周波数とほぼ同一
の周波数を有し且つ互いに９０度の位相差がある２つの
基準信号との間で乗算され、これらの乗算出力はＬＰＦ
で高周波成分がそれぞれ除去され、実数部および虚数部
に対応させた２チャンネルのベースバンドのドプラ信号
として抽出される。このベースバンドのドプラ信号はチ
ャンネル毎にＡ／Ｄ変換器によりデジタル信号に変換さ
れた後、バッファメモリに一旦、各別に格納される。

【０００７】このＣＦＭモードの場合、同一走査線方向
に複数Ｎ回（例えば１６回）の超音波パルスの送受信が
繰り返される。このため、１枚の画像を再構成するのに
必要なデジタル量のドプラデータは、図１に示す如く、
実数部および虚数部の信号それぞれについて、第１の次
元、第２の次元、および第３の次元から成る３次元デー
タとなり、これがＭＴＩフィルタのバッファメモリに格
納される。第１の次元は各走査線数（番号）を表わし、
第２の次元は各走査線に沿った深さ方向のピクセル数
（番号）を表わし、および第３の次元は各ピクセルにつ
いて送受信の繰返しにより得られるドプラデータの数
（番号）を表わす。

【０００８】このため、走査断面の同一ピクセル位置に
着目すると、Ｎ回の超音波パルスの送受信により受信エ
コーが時系列的に得られ、その受信エコーに基づいて直
交位相検波されたデジタルデータが第３の次元の方向に
順次並べられたものである。この第３の次元の方向に見
た時のドプラデータの振幅の変化速度がドプラ偏移周波
数の大小、すなわち物体の移動速度の大小に対応する。

【０００９】このようにしてＭＴＩフィルタのバッファ
メモリ内に形成された３次元のデジタルデータ（ドプラ
信号）は、各ピクセル位置における第３の次元の方向の
データ列毎に、そのクラッタ成分が除去される。このフ
ィルタリング原理は以下のようである。

【００１０】受信エコーには、血球のようにある程度以
上の速度で移動する移動体からのエコー信号と、実質臓
器のようなあまり動かない組織からのエコー信号（クラ
ッタ成分という）とが混在している。一般的には、信号
強度についてはクラッタ成分の方が血流からのエコー信
号よりも大きい（通常、４０ｄＢ〜８０ｄＢ程度大き
い）。しかし、移動速度については血流からのエコー信
号の方がクラッタ成分よりも大きい。つまり、実質臓器
のようにあまり動かない物体からの反射信号は、送受信
を繰り返しても受信エコーの基準信号に対する位相はあ
まり変化しないので、上記Ｎ個のデジタルデータ列の振
幅はあまり変化せず、ＤＣ付近の周波数しか持たない。
これに対し、血球のようにある程度の速度で移動してい
る物体からの反射信号は、送受信を繰り返す度に、基準
信号に対する位相が大きく変わるため、上記Ｎ個のデジ
タルデータ列の振幅変化は速く、その周波数が高い。そ
こで、ＭＴＩフィルタのフィルタ回路をハイパスフィル
タとして構成し、その遮断周波数をクラッタ成分を除去
可能な値に設定しておく。これにより、検波されたドプ
ラ信号からクラッタ成分が除去され、血流からのエコー
信号が抽出される。

【００１１】このエコー信号は、その後、血流の運動状
態（血流速度、パワー、分散など）の推定処理に付さ
れ、その推定情報が表示系の画像メモリに格納される。
これにより、Ｂモードの処理系により得られた白黒の背
景像に２次元の速度分布カラー像が重畳されてモニタに
カラー表示される。

【００１２】一方、ＰＷモードの処理系は、一般的に
は、ＣＦＭモードの処理系内の直交位相検波回路で得た
実数部および虚数部に対応させた２チャンネルのベース
バンド信号を利用する。具体的には、レンジゲート回路
により、各ベースバンド信号から所望の深度に対応する
時間区間の信号のみ抽出し、この抽出信号を積分してＳ
／Ｎ比を向上させる。この積分信号をさらにハイパスフ
ィルタに通してクラッタ成分を除去し、血流成分を検出
する。この血流成分信号はデジタル量に変換された後、
例えばＦＦＴ処理を行う演算回路での血流情報の推定に
付される。この結果、断面上の所望位置の血流パワース
ペクトルが演算される。このパワースペクトルデータは
表示系の画像メモリに送られ、ここでの表示準備を介し
てモニタに実時間の血流速度のスペクトラム像として表
示される。

【００１３】

【発明が解決しようとする課題】このようにＭＴＩフィ
ルタはクラッタ成分の除去に用いられているが、実質臓
器は実際には様々な原因により微妙に動いている又は動
くことがあるため、そのようなクラッタ成分と特に低速
度の血流からのエコー信号とを明確に分別することがで
きず、従来のＭＴＩフィルタの場合、必ずしも満足のい
くほど、クラッタ成分を的確且つ十分に除去できていな
いという問題がある。

【００１４】実質臓器は、（１）心臓の拍動（とくに、
心臓内の血流を診る場合に問題となる）、（２）心臓の
拍動により揺すられて発生する、その周辺臓器の動き、
（３）被検者の呼吸に因る動き（体動）、および、
（４）操作者の手振れによる動き、などにより動いてい
る、または、動くことがある。

【００１５】このため、ＭＴＩフィルタの遮断周波数を
図２（ａ）のように低く設定すると、クラッタ成分を十
分に除去しきれず、検波信号にクラッタ成分が残ってし
まう（同図の斜線部Ａ参照）。この場合、血流の運動情
報として診ている筈の画像にクラッタ成分が一体に入り
込んでしまっているから、血流の運動情報の精度に欠
け、誤診を招くなどの恐れがあった。

【００１６】反対に、図２（ｂ）に示す如く、ＭＴＩフ
ィルタの遮断周波数を高く設定すると、クラッタ成分は
的確に除去できるが、同時に血流からのエコー信号もそ
の一部または大半が除去されてしまう（同図斜線部Ｂ参
照）。とくに、運動速度の低い血流は画面から消えてし
まうような事態も起こり、到底、診断の目的を達成する
ことはできない。

【００１７】このようにクラッタ成分の除去と血流から
のエコー信号の抽出とに対する遮断特性の要求は相反す
るものがある。加えて、血流速度は診断部位、個人差に
応じても変わる。このため、ＭＴＩフィルタの遮断周波
数はどうしても妥協的な値に設定して置かざるを得ない
ことから、従来ではどうしてもクラッタ成分の低減効果
を十分に得ることが難しいと同時に、低速度で運動する
血流の検出能の低い状態を受容せざるを得ないという問
題があった。

【００１８】この問題を解決して血流描出能を向上させ
ることを意図して、本発明者らは、特願平８−２６０８
５号に記載の超音波診断装置を既に提案している。この
装置は、実質臓器の動き量に関わらずクラッタ成分を十
分に除去することができ、かつ、速度の非常に低い血流
も同時に検出できることを目的としている。この目的を
達成させるため、この特願平８−２６０８５号提案の超
音波診断装置（以下、「先願提案の装置」と呼ぶ）は、
概略的には、画像のピクセル毎に、以下の３つの処理を
行うことを特徴とする。

【００１９】［１］まず、クラッタ成分を成すデータ間
の瞬時的な位相変化を推定し、その瞬時的な位相変化量
に応じてドプラ信号の位相変化を補正する。［２］また、［１］項記載の補正処理の後で、クラッタ
成分に対応する一定値を減算する。［３］さらに、［１］項または［２］項の処理を行う回
路の後段に、ハイパスフィルタを備えるとともに、その
フィルタリング特性を、［２］項の一定値減算後の出力
信号の特徴に応じて制御する。

【００２０】説明を分かり易くするため、空間上のある
一点（ピクセル）のＮ個のデジタルデータ列（必要に応
じて「ドプラ信号」と呼ぶ）に着目して、［１］〜
［３］項の処理の概要を説明する。

【００２１】このドプラ信号はＮ個の離散的なドプラデ
ータから成るが、実質臓器からのドプラ成分（クラッタ
成分）と血流からのドプラ成分（血流成分）とに分けて
以下のように記述することができる。

【００２２】

【数１】この式中、第１項はクラッタ成分を示し、第２項は血流
成分を示す。添字ｉはデータ列中のデータの番号（０〜
Ｎ−１）を意味する。φ０、ψ０はそれぞれ最初のデー
タによる初期位相、φｉ、ψｉはそれぞれｉ番目のデー
タの０番目（最初）のデータに対する位相差を表す。
Ａ，ａはそれぞれ振幅成分を表している。

【００２３】上記［１］，［２］項にあっては、ドプラ
信号に含まれているクラッタ成分を除去するため、ドプ
ラ信号Ｚｉ（ｉ＝０，１，２，…，Ｎ−１）に対し、以
下のように位相補正操作と一定値減算を組み合わせた処
理を行う。

【００２４】

【数２】

【００２５】この処理を実行することで、理想的な場合
には、クラッタ成分が除去され、血流成分のみを得るこ
とができる。

【００２６】式（２）に示す理想的な処理な行うには、
クラッタ成分の位相項φｉをより正確に推定する必要が
ある。そこで、この「先願提案の装置」にあっては、ク
ラッタ成分の瞬時的な位相変化量を捕らえるために、デ
ータ数Ｎ個の全観察期間での平均位相変化量ではなく、
例えば以下の式（３）に示すように、微小時間区間（時
間幅は２ｋ＋１）での平均位相変化量を算出する。この
例の場合、Ｎ個のデータ列の端部において、平均する微
小区間幅を徐々に狭めていき、かかる端部においても位
相変化量を推定できるようにしている。

【００２７】

【数３】この式中、＊印は複素数の位相共役を意味する。

【００２８】このようにして推定されたデータ列中の各
データ間での瞬時的な位相補正量θｉを用いて、次式
（４）によりクラッタ除去のための操作を行う。

【００２９】

【数４】

【００３０】図３（ｂ），（ｃ）に上記クラッタ除去操
作の結果の一例を虚数Ｉ成分（または実数Ｑ成分）を示
す。同図（ｂ）は瞬時的な位相変化を補正する位相補正
のみを行った場合を示し、Ｉ成分のデータ列の波形がほ
ぼ一定値になっている。また同図（ｃ）は、同図（ｂ）
の波形からクラッタ成分に相当する一定値（最初のデー
タの振幅値）を引いた結果波形であり、これにより、ク
ラッタ成分がほぼ除去されている。

【００３１】なお、式（４）中、第２項で表される一定
値減算はクラッタ成分を除去する目的で実施されている
が、前記特徴［３］のように、後段でハイパスフィルタ
処理を実施する構成の場合、一定値減算は必ずしも必要
ではない。しかし、後述するように、ハイパスフィルタ
の遮断特性をドプラ信号の性質に応じて変化させる場
合、そのドプラ信号の性質を把握する情報として式
（４）の一定値減算を含む処理結果を用いるようにして
いる。

【００３２】図３（ｃ）はクラッタ成分が完全に除去さ
れ、クラッタ成分よりも周波数が高い血流からのドプラ
信号のみが残っている理想的な状態を例示している。し
かし、クラッタ成分の瞬時的な位相変化量を近傍の数デ
ータのみを用いて推定したとしても、推定精度には限界
があり、式（４）に示す処理だけでは完全にクラッタ成
分を除去することは不可能である。

【００３３】そこで、この先願提案の装置では、式
（４）の処理によって除去しきれなかったクラッタ成分
をハイパスフィルタでさらに低減するように構成してい
る。つまり、このハイパスフィルタの特性を、一定値減
算後のドプラ信号の特性に応じて変化させる。具体的に
は、図４に例示したように、信号のパワー値が大きいほ
ど、式（４）に基づくクラッタ成分の除去が十分でなか
ったと判断して、ハイパスフィルタの遮断周波数を高く
したり、図５に示す如く、信号パワー値の増大に応じ
て、遮断周波数だけでなく、フィルタの次数を上げ、減
衰特性がより急峻になるように制御する。

【００３４】また、血流が形成するドプラ信号（血流成
分）は式（２）に示す如く、クラッタ成分の位相変化量
φｉだけ位相シフトを受ける。この位相シフト後の位相
値をそのまま用いれば、クラッタ成分に対する相対的な
血流速度を得ることができる。しかしながら、通常のＣ
ＦＭ処理で提供される血流速度は超音波プローブに対す
る相対速度であり、真の血流速度ではない。真の血流速
度は、血流の実質臓器に対する相対速度であるとする方
が自然である。この観点からすれば、この先願提案の装
置において上述の如く得られる血流速度の方が真の血流
速度であると言える。

【００３５】しかしながら、先願提案の装置では、従来
の慣習に従い、超音波プローブに対する血流速度を得た
い場合、式（４）で用いられている位相補正量を符号反
転して次式のように処理することも可能にしている。

【００３６】

【数５】

【００３７】この操作を行うことにより、血流の超音波
プローブに対する相対速度を得ることができる。

【００３８】このように先願提案の装置は、クラッタ成
分を除去して血流の描出能を向上させること等に、ある
程度の効果を発揮するが、とくに、最近の多様化した診
断法や診断部位まで十分にカバーしたイメージング法に
はなっておらず、未解決の問題があった。この未解決の
問題は以下のようなものである。

【００３９】未解決の問題（Ａ）上述した先願提案の装置は、クラッタ成分の信号値は血
流成分に比べて非常に大きく、Ａ（クラッタ成分の信号
値）＞＞ａ（血流成分の信号値）であることを前提と
し、式（３）に示すように、式（１）のドプラ信号Ｚｉ
そのものを用いて第１項のクラッタ成分を推定しようと
している。この前提は生体内の、心腔などを除いた殆ど
の部分で成立すると考えられるが、心腔内のように、超
音波の送受信ビーム幅に比べて十分に大きな血管系の場
合には、一概に、Ａ＞＞ａとは言えない。

【００４０】さらに、近年盛んに研究されている超音波
造影剤を生体に注入するコントラストエコグラフィの場
合、血流からの散乱成分が増強され、血流からのドプラ
信号（血流成分）の信号値ａが相対的に大きくなる。こ
の場合、血流成分の影響を無視できなくなる。すなわ
ち、本来は、クラッタ成分のみを反映した位相変化量θ
ｉを求めたいのに対し、この造影剤注入の場合には、位
相変化量θｉに対する血流成分の影響が大きくなり、推
定される位相差θｉの誤差が増大する。この結果、位相
補正操作が理想的な状態ではなくなり、クラッタ成分の
除去効果が半減してしまう。極端な例としては、仮にＡ
＜＜ａとなるケースが発生したとすると、かかる位相補
正操作はクラッタ成分ではなく、血流成分を除去するよ
うに効いてしまい、所期の目的は到底達成し得ないこと
になる。

【００４１】かかる事態を打開するため、先願提案の装
置には、式（３）などで得られた位相補正量θｉに対
し、ドプラ信号のパワー値に応じて次式（６）に示す修
正を加える対策が提案されている。

【００４２】

【数６】θｉ・ｋ（ｐ）ｉ ……（６）ここで、ｐは入力したドプラ信号のパワー値である。

【００４３】この式中の係数ｋ（ｐ）ｉが修正処理の内
容であり、図６にその一例を示す。血管外のようにクラ
ッタ成分が非常に大きい部位では位相補正量を変えない
が、血管の内部に入り、入力ドプラ信号が小さくなるに
したがって、位相補正量に掛ける係数を小さくしていく
ものである。これにより、図７に示す血管中心のよう
に、クラッタ成分が小さく、位相補正量が血流速度に大
きく影響される場合には、係数ｋ（ｐ）ｉを小さくして
位相補正があまり大きくならないように抑制するという
ものである。

【００４４】しかしながら、この係数ｋ（ｐ）ｉの乗算
が効くのは、血流成分のパワーの絶対値がそれほど大き
くはないということが前提となっている。すなわち、造
影剤が投与されて血流成分が増強される事態を想定して
いない。このような増強状態の場合、係数ｋ（ｐ）ｉの
値が大きくなり、血流成分の影響を大きく受けたθｉが
出力されるため、クラッタ成分の除去効果が低減してし
まう。造影剤による増強効果が非常に大きい場合、クラ
ッタ成分ではなく、その反対の血流成分を除去するよう
に処理される恐れも有り得る。

【００４５】さらに、先願提案の装置の場合、一定値減
算後の信号パワー値が大きいほど、式（４）の処理後に
残存しているクラッタ成分が大きいと判断し、ハイパス
フィルタの遮断特性を急峻に制御するようにしている。
そして、かかる判断基準の信号パワー値は、信号に含ま
れるクラッタ成分が支配的であることを前提としてい
る。そこで、上述と同様に、造影剤が投与されて血流成
分が増強された場合を想定すると、血流成分が増強され
るほど、信号のパワー値が大きくなり、ハイパスフィル
タはより多くの成分を除去するように動作する。したが
って、血流成分も除去されてしまうという矛盾が生じ
る。

【００４６】未解決の問題（Ｂ）また、ハイパスフィルタの遮断周波数に関わる未解決の
問題がある。先願提案の装置では、式（４）の処理を実
施した後に残存するクラッタ成分が大きい場合のクラッ
タ除去手段として、ハイパスフィルタを用い、その遮断
周波数が高くなるように制御するとしている。

【００４７】しかしながら、腹部血流のように比較的遅
い血流を観察するときに、小さな速度レンジを用いる
と、心臓や呼吸の影響などに因り残存クラッタ成分が比
較的大きな速度を有する事態が発生することがある。そ
の場合、クラッタ成分を低減させるには、ハイパスフィ
ルタの遮断周波数を非常に大きな値に設定する必要があ
る。一方、診断部位によっては、クラッタ成分が殆ど変
動せず、小さな値の遮断周波数で済む場合もある。つま
り、同一画像であっても、ハイパスフィルタに要求され
る遮断周波数の値が大きく異なるという状況が発生し得
る。

【００４８】ハイパスフィルタを通過した後のドプラ信
号を自己相関処理して得られる平均速度値は、このハイ
パスフィルタの遮断周波数が大きくなるほど増大する傾
向がある。このため、平均速度を観察するときに、同一
画像内においてクラッタ成分の大小に依存する速度ムラ
を生じる恐れがある。この影響を軽減するには、ハイパ
スフィルタの遮断周波数の可変範囲を狭め、とくに、遮
断周波数の上限値を下げることが望ましい。しかし、そ
のように設定すると、速度の大きな残存クラッタに対す
る除去効果が制限されてしまうという状況があった。

【００４９】未解決の問題（Ｃ）さらに、クラッタ成分の大小の判断に関する未解決の問
題がある。前述した先願提案の装置の場合、式（４）の
処理を行った後に残存するクラッタ成分の程度を判断す
る指標として、一定値減算後の信号のパワー値を用いて
いる。

【００５０】しかし、この信号パワー値は生体の減衰特
性および生体内の構造物の分布などに応じて変わり、常
に一様な値を取るとは限らない。例えば、肝臓のように
比較的大きな領域において一様な臓器を観察する場合で
あっても、深部ほど、生体減衰の影響に因って平均的な
パワー値は小さくなる傾向がある。したがって、単にパ
ワーの絶対値を基準にしてクラッタ成分の大小を判断す
ると、浅い部位と深い部位とでは、常に、浅い部位のク
ラッタ成分の方が深い部位よりも相対的に多くなるよう
に誤判断される恐れがあった。

【００５１】未解決の問題（Ｄ）さらに、ＣＦＭモードとＰＷモードの血流速度のずれに
関する未解決の問題がある。先願提案の装置で実施する
ＣＦＭモードのイメージングの場合、血流からのドプラ
信号は式（２）に示すように、クラッタ成分の位相変化
量φｉだけ位相シフトを受ける。この位相シフト後の位
相値をそのまま用いれば、従来の慣習に拠る超音波プロ
ーブに対する血流速度ではなく、クラッタ成分に対する
相対的な血流速度がＣＦＭモードとして与えられる。

【００５２】これに対し、血流情報を提供する従来の超
音波診断装置の主流は、前述したように、ＣＦＭモード
とＰＷモードの両機構を有するタイプである。

【００５３】したがって、腹部血流のように血流速度が
遅いことに因り、クラッタ成分の速度の影響を無視でき
なくなるような場合、先願提案の装置におけるＣＦＭモ
ードの元に供される血流速度は、従来のＰＷモード（従
来の慣習に従うＰＷモードを用いる限りにおいて）の元
に供される血流速度に対してクラッタ成分の速度分だけ
誤差を生じてしまうという不都合がある。

【００５４】このように、前述した先願提案の装置によ
っても種々の未解決の問題があるので、本発明は、前述
した従来のＭＴＩフィルタが有する問題を解決すること
は勿論のこと、上述した先願提案の装置の未解決も問題
も解決することを、その目的とする。

【００５５】具体的には、本発明は、クラッタ成分と低
速度の血流からのエコー成分とを確実かつ精細に分別で
きるようにすることで、動きのある実質臓器からのクラ
ッタ成分を確実に除去し、かつ非常に低速度の血流も見
逃すことなく検出し、高検出能の２次元分布の血流像を
生成できる超音波診断装置を提供することを前提とし、
とくに、以下の目的を達成するものである。

【００５６】本発明の第１の目的は、超音波の送受信ビ
ーム幅に比べて十分に大きな心腔内などの血管系を撮像
する場合、生体に造影剤が注入された血管系を撮像する
場合など、クラッタ成分に比して血流成分の信号値の影
響が無視できなくなるような撮影状況であっても、実質
臓器の動き量に関わらず、クラッタ成分を十分に且つ確
実に除去することができ、一方、速度が非常に低い血流
も同時に検出することができるようにすることである。

【００５７】本発明の第２の目的は、瞬時的な位相補正
量を用いた位相補正およびクラッタ除去の処理の後に残
存するクラッタ成分が大きい場合でも、ハイパスフィル
タの遮断周波数をむやみに高くしないで、速度の大きな
残存クラッタ成分を確実に低減させることができるよう
にすることである。

【００５８】本発明の第３の目的は、瞬時的な位相補正
量を用いた位相補正およびクラッタ除去処理の後に残存
するクラッタ成分の大小を判断する信号の特徴量が、生
体減衰などの影響によりクラッタ成分のパワー値が一様
に分布しない場合であっても、クラッタ成分の大小を確
実に反映した同成分の大小判断を行うことができ、確実
且つ高精度なクラッタ除去効果を得ることである。

【００５９】本発明の第４の目的は、クラッタ成分に対
する相対的な血流速度を提供する超音波診断装置であっ
て、ＣＦＭモードとＰＷモードの両方の機構から提供さ
れる血流速度のずれを排除することである。

【００６０】

【課題を解決するための手段】

Ａ′：第１の目的を達成する手段上記問題点（Ａ）は、ドプラ信号全体に含まれる血流か
らのドプラ成分（血流成分）がクラッタからのドプラ成
分（クラッタ成分）に比べて無視できなくなるときに生
じる。そこで、ドプラ信号全体に含まれる血流成分の影
響を確実に除去する手段を構築し、この手段を用いて前
記式（３）による瞬時的な位相変化量θｉを推定し、さ
らに式（４）によって瞬時的な位相変化量θｉに基づく
位相補正およびクラッタ除去の処理を行い、この後に、
残存クラッタ成分の大小の程度を判定する。

【００６１】血流成分とクラッタ成分との平均速度に着
目すると、その違いは一般的には、クラッタ成分＜血流成分である。ＣＦＭ法やＰＷ法は、この速度差を利用してハ
イパスフィルタによりドプラ信号全体からクラッタ成分
を除去し、血流成分を抽出しようとしている。

【００６２】位相変化量の推定に関する改善この速度差から分かるように、クラッタ成分に起因した
ドプラ信号の位相変化量はさほど大きな値にはならない
と仮定することは妥当である。そこで、図８に例示する
ように、位相変化量の推定値（すなわち位相補正量）θ
ｉに予め上限値θｍａｘを設定し、式（３）で推定され
る推定値θｉがその上限値θｍａｘ以上になるときは、
血流成分の影響が大きいと判断し、その上限値θｍａｘ
でその出力をクリップする。

【００６３】このクリップ処理によって、例えば図９
（ｂ），（ｃ）に例示するように、位相変化量の推定値
θｉに対する血流成分の影響が大きい場合であって、そ
の推定値θｉが理想値θｃｌから大きくずれる場合で
も、実際の推定値θａｃｔ＝＋φｍａｘに抑制されるか
ら、理想値θｃｌとのずれ量を低減し、許容される範囲
内の適宜な量に止めることができる。

【００６４】また、これに代えて、ドプラ信号にローパ
スフィルタによる前処理を施すことにより、ドプラ信号
に含まれる血流成分を確実に除去して、クラッタ成分の
みの移動変化量を確実に推定することもできる。図１０
（ａ）〜（ｃ）に模式的に示すように、このローパスフ
ィルタの通過帯域をクラッタ成分に合わせることで効果
的に機能する。

【００６５】このローパスフィルタの通過帯域をクラッ
タ成分のみに合わせようとして、その遮断特性を急峻に
すると、一般的には、通過帯域の位相特性の平坦性が崩
れ易くなる。これは、瞬時的な位相変化量を用いて位相
補正を行うことを基礎する本発明にとって、位相変化量
の推定の正確性を確保する上で好ましくない。つまり、
ローパスフィルタを用いる場合であっても、フィルタの
遮断特性の急峻性に自ずと一定の制限がある。

【００６６】そこで、状況に応じて、このローパスフィ
ルタと前述したクリップ処理とを併用することが好まし
い。例えば図１０（ｄ）に示すように、造影剤投与下で
の大血管の如く、血流成分がクラッタ成分に比べて非常
に大きくなる特定の状況下ではとくに、そのような併用
を位相推定時の安全弁として機能させることが望まし
い。

【００６７】さらに、このローパスフィルタのフィルタ
リング処理は、前記式（６）に基づく信号パワー値に応
じた位相補正θｉの修正処理を、その修正処理が元来意
図したように機能させるという働きもする。つまり、血
流成分がローパスフィルタによって幾分とも除去されて
いれば、かかる修正処理に用いるパワー値はクラッタ成
分をより強く反映するものになるからである。

【００６８】また、信号パワー値に基づく位相補正量の
修正処理をローパスフィルタによるフィルタリング処理
と併用すれば、以下に述べるように、ローパスフィルタ
の性能上の限界を補完する点で有効である。

【００６９】ローパスフィルタの遮断周波数はクラッタ
成分をカバーし得る最小の設定であることが望ましい。
しかし、図１１（ｂ）に示すように、心臓を観察する場
合、クラッタとなる心筋や弁が比較的速い速度成分を呈
するので、遮断周波数をあまり小さい値に設定すること
ができない。同様に、位相補正量の上限値も腹部血流の
ときの設定値のように小さくはできない。このため、同
図（ｃ）に示すように速い血流成分のときには問題はな
い。反対に、同図（ａ）に示すように遅い血流成分との
きには、この血流成分がローパスフィルタを通過するの
で、ローパスフィルタや位相補正量（位相変化量の推定
値）の上限値対策がなされたとしても、そのような血流
成分はクラッタ成分と見做され、フィルタを通過する。
信号パワー値に着目すると、造影剤投与下といった特定
の状況ではない、ごく一般的な状況下では血流成分のパ
ワー値はそれほど大きくはなく、パワー値に基づく位相
補正量の修正が機能し得る。したがって、パワー値に基
づく位相補正量の修正を併用することで、同図（ａ）に
示すように血流成分の速度が遅い場合であっても、ロー
パスフィルタを通過することはなくなる。このように、
ローパスフィルタとパワー値による位相補正量の修正処
理とを併用すれば、互いのデメリットを補完し合い、メ
リットを生かしながら、低速度の血流成分を確実に検出
できるようになる。

【００７０】以上のように、問題点（Ａ）は「位相補正
量を制限すること」、または、「ローパスフィルタを用
いること」を採用することにより大幅に改善されるし、
またそれらを併用することにより、血流測定の対象範囲
が著しく拡大する。また、「ローパスフィルタを用いる
こと」と「パワー値に基づく位相補正量の修正」とを併
用することでも問題点（Ａ）は大幅に改善される。さら
に、それら三者を併用することでも改善される。

【００７１】残存クラッタ成分の判定の改善本発明においては、前記式（４）に基づくドプラ信号の
位相補正およびクラッタ成分の除去後に残存クラッタ成
分の量がどの位であるかについての判定は、上述したと
同様に、平均速度の違いを利用して改善される。前処理
として、ドプラ信号をローパスフィルタでフィルタリン
グし、ドプラ信号に含まれる血流成分を除去する。この
後で、クラッタ成分に対応させた一定値を減算し、この
減算の結果信号を判断してクラッタ成分の残存パワー値
を算出する。

【００７２】Ｂ′：第２の目的を達成する手段問題点（Ｂ）は、比較的速い速度成分のクラッタ成分を
除去するために行う、ハイパスフィルタの遮断特性の調
整だけでは限界があることに起因している。そこで、本
発明では、ドプラ信号のゲインを調整する手段とハイパ
スフィルタの遮断特性の調整とを併用してクラッタ成分
を除去するようにする。

【００７３】ゲイン調整には、ハイパスフィルタのフィ
ルタリング特性の制御と同様に、クラッタ成分に対応さ
せた一定値を減算した後の、クラッタ成分の残量をより
正確に反映したパワー値を用いるのが望ましい。

【００７４】図１２にハイパスフィルタの遮断周波数お
よびドプラ信号のゲインの制御例を示す。残存クラッタ
成分の判断の元としている信号は一定値減算後の信号で
ある。そこで、同図に示す如く、この一定値減算後の信
号のパワーが大きいときは、その信号に含まれている成
分は実質的にクラッタ成分のみであると考えてもよいか
ら、ゲインを下げてクラッタ成分を徐々に除去する。ま
た、この信号パワー値が大きくなると、ハイパスフィル
タの遮断周波数を徐々に上げる。遮断周波数およびゲイ
ン共に、信号パワー値が低い領域および高い領域では一
定に保持する。

【００７５】一定値減算後のパワー値があるしきい値を
越えた場合、単純にブランクすることで、このようなク
ラッタを表示させないようにすることも可能であるが、
そのようにすると、画像上に不連続点が目立つことがあ
るため、好ましくない。そこで、図１２に示すように、
信号パワー値の中間領域で、ゲインを連続的に変えるこ
とにより、かかる不連続性を軽減することができる。

【００７６】また、「パワーモード」と呼ばれることが
多い、ＣＦＭモードにおける血流成分のパワーを表示す
るモードを用いて血流の存在診断を行う場合、判断基準
としている一定値減算後の信号パワーが十分にクラッタ
成分のみを反映しておらず、血流成分のゲインを下げる
ように動作するケースがあったとしても、画像上にはあ
る程度の血流が表示されることから、血流情報はブラン
ク処理に比較して多くなり、より有効である。

【００７７】このようにハイパスフィルタの遮断周波数
の制御のみならず、ドプラ信号（血流成分）に対する信
号のゲイン調整とを併用することで、その遮断周波数を
それほど高くしなくても、クラッタ成分を十分に除去す
ることができる。

【００７８】Ｃ′：第３の目的を達成する手段問題点（Ｃ）は、一定値減算後の信号パワーの絶対値が
生体部位の違いによって変化することに因る。そこで、
本発明では、一定値減算後の信号パワーの絶対値に関し
て、生体の部位に拠る違いを吸収する対策を施した。

【００７９】具体的には、一定値減算後の信号パワー値
を位相補正前の信号パワー値で補正するようにし、これ
により、生体の部位に拠る違いの影響を緩和するように
した。位相補正前の信号パワー値は、クラッタ成分本来
のパワーに直接由来してしており、減衰の少ない生体浅
部では比較的大きく、反対に、減衰の多い生体深部では
小さい目の値をとる。式（４）によって一定値を減算し
た後の信号パワー値（残存クラッタ成分に対応する）を
位相補正前の信号パワー値で規格化すれば、生体部位の
違いに起因した信号パワー絶対値の違いが相殺される。

【００８０】この規格化の好適な一例は、以下のように
式（７）で定義する特徴量ｓＰｏｗを用いることであ
る。ｃｄｓＰｏｗは一定値減算後の信号パワーを、ｉｎ
Ｐｏｗは位相補正前の信号パワーをそれぞれ示すことと
すると、

【数７】この式中、βは残存クラッタ成分の量を反映した一定値
減算後の信号パワーの重みを示す。

【００８１】各信号のパワー値は、各ピクセル位置にお
けるＮ個のドプラデータ列Ｚｉの少なくとも１個のデー
タを用いて定義される。かかる式として、例えばＮ個の
ドプラデータの平均値を意味する以下の式（８）を用い
ることができる。

【００８２】

【数８】

【００８３】Ｄ′：第４の目的を達成する手段さらに、問題点（Ｄ）は、演算し表示する速度の定義が
ＣＦＭモードとＰＷモードとの間で異なることに起因し
ている。そこで、本発明では、クラッタ成分に対する血
流の相対速度、および、従来の慣習に従うプローブに対
する血流の相対速度という２種類の速度を定義をＣＦＭ
モードとＰＷモードとの間で一致させるように構成す
る。とくに、ＣＦＭモードおよびＰＷモードを実現する
両回路それぞれが、クラッタ成分に対する血流の相対速
度を得るための位相補正の手段を備えるようにすること
が好適な一態様である。

【００８４】上述した問題点解決の原理を踏まえて、本
発明は具体的には以下のように構成することを特徴とす
る。

【００８５】本発明に係る超音波ドプラ診断装置は、そ
の一つの態様として、被検体内の断面に沿って超音波信
号を各走査線方向に複数回ずつ送信するとともに当該被
検体から反射されてくる超音波エコー信号を受信する送
受信手段と、前記超音波エコー信号に基づき前記各走査
線方向それぞれの同一の空間位置から反射されてきた複
数の時系列のドプラデータから成るドプラ信号をその空
間位置毎に得るドプラ信号抽出手段と、前記ドプラ信号
から時系列的に変動の大きい信号成分を事前に除去する
前処理手段と、この前処理手段によって信号成分が除去
された前記ドプラ信号を用いて前記臓器が前記超音波信
号を反射したことに伴うクラッタ成分の除去に関する情
報を決める決定手段と、前記情報に基づき前記ドプラ信
号から前記クラッタ成分を除去するクラッタ成分除去手
段と、このクラッタ成分除去手段の除去によって得られ
た前記ドプラ信号を用いて前記断面の血流情報を抽出す
る血流情報抽出手段と、を備えたことを一つの重要構成
とする。

【００８６】この構成に対して、前記血流情報抽出手段
によって抽出された前記血流情報を視覚化する視覚化手
段を備えることができる。

【００８７】好適には、前記前処理手段はローパースフ
ィルタであって、このローパースフィルタは、時系列的
に変動の大きい前記信号成分を除去する周波数帯域とし
て、前記断面を通過する血流からの反射超音波成分を除
去する周波数帯域に設定してある。

【００８８】また好適には、前記決定手段は前記前処理
手段により処理された前記ドプラ信号に含まれる前記ク
ラッタ成分の瞬時的な位相変化量を推定する位相推定手
段を備え、前記クラッタ成分除去手段は前記位相推定手
段により推定された位相変化量に基づき前記ドプラ信号
の各ドプラデータの位相を補正する位相補正手段を備え
る。この場合、例えば、前記クラッタ成分除去手段は、
前記位相補正手段により位相補正された前記ドプラ信号
の各ドプラデータから、例えば前記クラッタ成分に相当
する一定値を減算する減算手段を備えることもできる。
また、前記位相推定手段は、前記ドプラ信号を形成する
ドプラデータ列の内の位相補正を行うドプラデータを含
めた当該ドプラデータ列の内の一部のドプラデータを用
いて前記瞬時的な位相変化量を推定する手段に形成して
もよい。さらに、前記位相推定手段は、前記瞬時的な位
相変化量を前記ドプラ信号のパワーに応じて修正する修
正手段を有することもできる。さらに、前記位相推定手
段は、前記位相変化量の絶対値を所定値でクリップする
クリップ処理手段を有することもできる。

【００８９】一例として、前記クラッタ成分除去手段
は、前記減算手段により一定値が減算された前記ドプラ
信号をハイパスフィルタリングするハイパスフィルタを
備えることができる。この場合、好適には、前記決定手
段は、前記前処理手段により処理された前記ドプラ信号
の各ドプラデータの位相を前記瞬時的な位相変化量を用
いて補正する別の位相補正手段と、この位相補正された
ドプラ信号の各ドプラデータから一定値を減算する別の
一定値減算手段と、この一定値減算前後の前記ドプラ信
号を用いて前記ハイパスフィルタの特性を制御する制御
手段とを備えることである。さらに、この構成におい
て、前記制御手段は、前記前処理手段により処理された
前記ドプラ信号のパワー値を演算する第１の演算手段
と、前記別の一定値減算手段により一定値減算された前
記ドプラ信号のパワー値を演算する第２の演算手段と、
前記第１および第２の演算手段により演算された両パワ
ー値から前記ハイパスフィルタの特性を決めるデータを
演算する第３の演算手段と、前記データにしたがって前
記ハイパスフィルタの特性を設定する設定手段とを備え
るようにしてもよい。例えば、前記第３の演算手段は、
前記第１の演算手段により演算された前記ドプラ信号の
パワー値ｉｎＰｏｗと前記第２の演算手段により演算さ
れた前記ドプラ信号のパワー値ｃｄｓＰｏｗとのパワー
比「ｃｄｓＰｏｗ／ｉｎＰｏｗ」を前記データとして演
算する手段として構成できる。また、前記設定手段は、
前記パワー比に応じて前記ハイパスフィルタの遮断周波
数または次数の少なくとも一方を設定する手段が好まし
い。前記設定手段は、さらに前記パワー比が高くなると
前記遮断周波数を高めの一定値に保持する手段であると
してもよい。

【００９０】好ましい例として、前記クラッタ成分除去
手段は、一定値減算された前記ドプラ信号を可変ゲイン
で増幅する増幅手段を備えることができる。さらに好ま
しくは、前記第３の演算手段により演算されたパワー比
に基づき前記可変ゲインを可変設定するゲイン設定手段
を備えることである。前記ゲイン設定手段は、例えば前
記パワー比が高くなると前記可変ゲインを低めの一定値
に保持する手段である。

【００９１】好ましくは、前記決定手段は前記位相推定
手段により推定された前記瞬時的な位相変化量を位相反
転させる位相反転手段を備え、前記クラッタ成分除去手
段はこの位相反転させた位相変化量の分だけ一定値減算
された前記ドプラ信号の位相を戻す位相キャンセル手段
を備える。

【００９２】一例として、前記主要構成において、前記
血流情報抽出手段は、前記ドプラ信号を用いて前記血流
の流速を分析する分析手段を複数系統備え、この各系統
の分析手段は互いに同一意義な相対的な血流速度情報を
分析する手段であることも好ましい。この場合、例え
ば、前記複数系統の分析手段は、前記血流のＣＦＭモー
ドの信号処理を行う分析手段と、前記血流のＰＷモード
の信号処理を行う分析手段とを備えることができる。

【００９３】本発明に係る超音波ドプラ診断装置は、別
の態様として、被検体内の断面に沿って超音波信号を各
走査線方向に複数回ずつ送信するとともに当該被検体か
ら反射されてくる超音波エコー信号を受信する送受信手
段と、前記超音波エコー信号に基づき前記各走査線方向
それぞれの同一の空間位置から反射されてきた複数の時
系列のドプラデータから成るドプラ信号をその空間位置
毎に得るドプラ信号抽出手段と、前記ドプラ信号を用い
て前記臓器が前記超音波信号を反射したことに伴うクラ
ッタ成分の除去に関する情報を決める決定手段と、前記
情報に基づいて前記ドプラ信号から前記クラッタ成分を
除去するハイパスフィルタと当該ドプラ信号をゲイン処
理する回路とを含むクラッタ成分除去手段と、このクラ
ッタ成分除去手段の除去によって得られた前記ドプラ信
号を用いて前記断面の血流情報を抽出する血流情報抽出
手段と、前記血流情報抽出手段によって抽出された前記
血流情報を視覚化する視覚化手段とを備えたことを別の
主要構成とする。

【００９４】前記決定手段は前記ドプラ信号に含まれる
前記クラッタ成分の瞬時的な位相変化量を推定する位相
推定手段を備え、前記クラッタ成分除去手段は前記位相
推定手段により推定された位相変化量に基づき前記ドプ
ラ信号の各ドプラデータの位相を補正する位相補正手段
を備えることができる。一例として、前記位相推定手段
は、前記位相変化量の絶対値を所定値でクリップするク
リップ処理手段を有する。また、前記クラッタ成分除去
手段は、前記位相補正手段により位相補正された前記ド
プラ信号の各ドプラデータから、例えば前記クラッタ成
分に相当する一定値を減算する減算手段を備えることが
できる。さらに、前記決定手段は、前記ドプラ信号の各
ドプラデータの位相を前記瞬時的な位相変化量を用いて
補正する別の位相補正手段と、この位相補正されたドプ
ラ信号の各ドプラデータから一定値を減算する別の一定
値減算手段と、この一定値減算前後の前記ドプラ信号の
パワー値を用いて前記ハイパスフィルタおよびゲイン処
理回路の特性を制御する制御手段とを備えるようにして
もよい。

【００９５】前記別の主要構成に対して、例えば、前記
血流情報抽出手段は、前記ドプラ信号を用いて前記血流
の流速を分析する分析手段を複数系統備え、この各系統
の分析手段は互いに同一意義な相対的な血流速度情報を
分析する手段であることも好ましい。

【００９６】本発明に係る超音波ドプライメージングの
信号処理方法は、被検体内の断面に沿って超音波信号を
各走査線方向に複数回ずつ送信するとともに当該被検体
から反射されてくる超音波エコー信号を受信し、前記超
音波エコー信号に基づき前記各走査線方向それぞれの同
一の空間位置から反射されてきた複数の時系列のドプラ
データから成るドプラ信号をその空間位置毎に得て、前
記ドプラ信号から時系列的に変動の大きい信号成分を事
前に除去し、この信号成分が除去された前記ドプラ信号
を用いて前記臓器が前記超音波信号を反射したことに伴
うクラッタ成分の除去に関する情報を決め、前記情報に
基づき前記ドプラ信号から前記クラッタ成分を除去し、
この除去によって得られた前記ドプラ信号を用いて前記
断面の血流情報を抽出することを特徴とする。

【００９７】

【発明の実施の形態】以下、本発明の実施形態を図面を
参照して説明する。

【００９８】第１の実施形態第１の実施形態に係る超音波ドプラ診断装置を図１３〜
図１９に基づき説明する。

【００９９】図１３に示す超音波ドプラ診断装置は、超
音波信号と電気信号の間で双方向に信号変換可能な超音
波プローブ１と、この超音波プローブ１に接続された送
信系回路２および受信・処理系回路３とを備える。

【０１００】超音波プローブ１は、その先端に配置され
たアレイ型圧電振動子を備える。アレイ型振動子は複数
の圧電素子を並列に配置し、その配置方向を走査方向と
したもので、複数の圧電素子それぞれが送受信の各チャ
ンネルを形成する。

【０１０１】送信系回路２は、基準レートパルスを発生
するパルス発生器１１と、このパルス発生器１１から出
力された基準レートパルスをチャンネル毎に遅延して駆
動パルスを発生させる送信回路１２とを備える。送信回
路１２から出力されたチャンネル毎の駆動パルスは、超
音波プローブ１の複数の振動子のそれぞれに供給され
る。駆動パルスの送信遅延時間は各チャンネル毎に制御
され、レート周波数毎に繰返し供給される。駆動パルス
の供給に応答して各振動子から超音波パルスが出射され
る。この超音波パルスは被検体内を伝搬ながら、制御さ
れた送信遅延時間により送信ビームを形成し、音響イン
ピーダンスの異なる境界面でその一部が反射してエコー
信号になる。戻ってきたエコー信号の一部または全部は
振動子で受信され、対応する電気信号に変換される。

【０１０２】一方、受信・処理系回路３は、超音波プロ
ーブ１に接続された受信回路２１のほか、この受信回路
２１の出力側に置かれたＢモード処理回路２２、ＣＦＭ
モード処理回路２３、および表示回路２４を備える。受
信回路２１は、プローブ１の振動子に接続されたチャン
ネル毎のプリアンプと、このプリアンプのそれぞれに接
続された遅延回路と、その遅延回路の遅延出力を加算す
る加算器とを備える。このため、プローブ１により受信
されたエコー信号は、その対応する電気量のアナログ信
号が受信回路２１に取り込まれ、チャンネル毎に増幅さ
れた後、受信フォーカスのために遅延制御され、加算さ
れる。これにより、受信遅延時間の制御に応じて決まる
フォーカス点を有する受信ビームが演算上で形成され、
所望の指向性が得られる。

【０１０３】受信回路２１の出力端は、Ｂモード処理回
路２２およびＣＦＭモード処理回路２３に分岐して接続
されている。Ｂモード処理回路２２はＢモードの白黒の
断層像データを作成を担うもので、図示しない対数増幅
器、包絡線検波器、およびＡ／Ｄ変換器を備えている。
このため、受信回路２１で整相加算されたエコー信号は
対数増幅器で対数的に増幅され、その増幅信号の包絡線
が包絡線検波器で検波され、さらにＡ／Ｄ変換器でデジ
タル信号に変換された表示系回路２４にＢモード画像信
号として送られる。

【０１０４】表示系回路２４は、Ｂモード用、ＣＦＭ用
のフレームメモリおよび書込み／読出し制御回路を備え
たデジタルスキャンコンバータ（ＤＳＣ）３１、ピクセ
ルのカラー付与処理を行うカラー処理器３２、Ｄ／Ａ変
換器３３、および表示用のＴＶモニタ３４を備える。Ｂ
モード処理回路２２から出力されたデジタル量の包絡線
検波信号は、ＤＳＣ３１のＢモード用フレームメモリに
書き込まれる。

【０１０５】一方、ＣＦＭ処理回路２３は、血流動態を
観測するＣＦＭモードの画像データの作成を担う回路群
であり、その入力側は、受信回路２１から出力されたエ
コー信号を実数部Ｑ，虚数部Ｉに対応して２系統で入力
するように分岐されている。実数部Ｑおよび虚数部Ｉの
信号系毎に、ミキサ４１Ａ（４１Ｂ）、ＬＰＦ４２Ａ
（４２Ｂ）、およびＡ／Ｄ変換器４３Ａ（４３Ｂ）をこ
の順に備える。ＣＦＭ処理回路２３はさらに、Ａ／Ｄ変
換器４３Ａ、４３Ｂからの実数部および虚数部の処理信
号を一旦格納するバッファメモリ４４Ａ，４４Ｂ、この
格納信号に基づいてフィルタリング処理を行うＭＴＩフ
ィルタ部４５、およびこのフィルタ部出力に基づいて血
流動態に関する各種の演算を行う演算回路４６を備え
る。ＣＦＭ処理回路２３はさらに、参照用の基準信号を
発振する基準発振器４７と、この基準信号に正確に９０
度の位相差を与えてミキサ４１Ａ，４１Ｂにそれぞれ供
給する位相器４８とを備える。基準発信器４７と送信系
回路２のパルス発生器２１とは互いに同期して駆動す
る。基準信号は超音波信号と略同一の周波数を有する。

【０１０６】このため、受信回路２１から出力されたエ
コー信号は、実数部、虚数部の信号系それぞれにおい
て、ミキサ４１Ａ（４１Ｂ）により基準信号との間で乗
算された後、ＬＰＦ４２Ａ（４２Ｂ）によりその高周波
成分が除去されて、ベース帯域の信号となる。すなわ
ち、エコー信号はその実数部、虚数部毎に、ミキサ４１
Ａ（４１Ｂ）およびＬＰＦ４２Ａ（４２Ｂ）による位相
検波（直交位相検波）がなされ、基準信号からの位相差
を反映したベース帯域のドプラ信号として抽出される。
このドプラ信号はその実数部、虚数部毎に、Ａ／Ｄ変換
器４３Ａ（４３Ｂ）によりデジタルデータに変換され、
バッファメモリ４４Ａ（４４Ｂ）に一旦格納される。

【０１０７】ＭＴＩフィルタ部４５は、バッファメモリ
４４Ａ，４４Ｂに個別に格納されているドプラデータ群
を用いて心臓壁などで反射してきた不要なエコー信号を
除去するために介挿してある。このＭＴＩフィルタ部４
５の処理は、本発明に係るフィルタリングを達成するも
のである。その具体的な構成は図１４に示すようであ
り、その処理については後述する。ＭＴＩフィルタ部４
５により、実質臓器からのドプラ成分（クラッタ成分）
が全体のドプラ信号から確実かつ精度良く除去され、残
りの殆どが血流からのドプラ成分（血流成分）となって
抽出される。

【０１０８】ＭＴＩフィルタ部４５でフィルタリングさ
れた実数部、虚数部のドプラデータはそれぞれ演算回路
４６に送られる。演算回路４６は、実数部、虚数部のド
プラデータを用いて血流の動態情報を推定する、例えば
自己相関器およびこの相関結果を用いる平均速度演算
器、分散演算器、パワー演算器を有しており、血流の平
均速度、速度分布の分散、血流からの反射信号のパワー
などの情報が推定演算される。この演算結果はＣＦＭモ
ード画像データとしてＤＳＣ３１のＣＦＭ用フレームメ
モリに一旦格納される。

【０１０９】ＤＳＣ３１では、Ｂモード用フレームメモ
リおよびＣＦＭモード用フレームメモリに格納された画
像データが各別に標準ＴＶ方式で読み出される。さら
に、この読出しと並行して、両フレームメモリの共通画
素同士の一方が択一的に選択され、Ｂモード画像（背景
像）にＣＦＭモード画像が重畳された１フレームの画像
データが形成される。この画像データはカラー処理器３
２でカラー付与処理が施された後、Ｄ／Ａ変換器により
所定タイミング毎にアナログ信号に変換され、ＴＶモニ
タ３４に表示される。この結果、白黒のＢモード像を背
景に血流速度の２次元カラー像が表示される。

【０１１０】続いて、上述のＭＴＩフィルタ部４５の構
成および動作の説明を中心に、本実施形態を動作を説明
する。

【０１１１】ＣＦＭモードの画像を作るには、同一の走
査線方向への超音波パルスの送受信がＮ回（例えば１６
回）繰り返される。この送受信１回毎に得られるエコー
信号に基づいて、バッファメモリ４４Ａ，４４Ｂに直交
位相検波されたドプラデータがそれぞれ格納される。こ
のため、バッファメモリ４４Ａ，４４Ｂのそれぞれに格
納されるベース帯域のデジタルのドプラデータは、前述
した図１に示す如く、３次元になる。つまり、第１の次
元は各走査線数（番号）１〜Ｌを表わし、第２の次元は
各走査線に沿った深さ方向のピクセル数（番号）１〜Ｍ
を表わし、および第３の次元は各ピクセルについて送受
信の繰返しにより得られるドプラデータの数（番号）１
〜Ｎを表わす。ドプラデータの数を以下、「データ数」
という。ＣＦＭモードでは、各ピクセルで時系列に得ら
れたＮ個のドプラデータ（図１の斜線部分参照）を独立
に処理して各ピクセル毎の血流の動態情報を得る。

【０１１２】このため、ＭＴＩフィルタ部４５には、図
１７に示すように、バッファメモリ４４Ａ，４４Ｂから
実数部Ｑ、虚数部Ｉのデジタル量のドプラ信号Ｚｉ（ｉ
＝０〜Ｎ−１）が走査面の各位置毎に供給される。図１
７における縦軸方向は振幅値に相当する。

【０１１３】このＭＴＩフィルタ部４５の動作上の特徴
は、前述した先願提案の装置の特徴に基礎を置くもの
で、以下の４項目に集約される。

【０１１４】（１）：隣接するドプラデータ間でのクラ
ッタ成分の瞬時的な位相変化を推定し、その推定量に応
じてドプラ信号全体の位相変化を補正する（すなわち、
クラッタ成分の瞬時的な位相変化を打ち消す）。なお、
本発明での「瞬時的」の用語はＮ個のドプラデータの観
測時間よりも短いことを意味している。

【０１１５】この補正処理は、とくに、（１ａ）：位相変化量の推定値に一定の上限値を設定す
る、（１ｂ）：ドプラ信号にローパスフィルタリングの前処
理を施す、（１ｃ）：位相補正量を信号パワー値を用いて修正す
る、ことを、（１ａ）若しくは（１ｂ）単独で、（１ａ）お
よび（１ｂ）の組み合わせで、（１ｂ）および（１ｃ）
の組み合わせで、または（１ａ），（１ｂ），（１ｃ）
の組み合わせで実施する点に特徴がある。

【０１１６】（２）：上記（１）の補正処理を行った後
で、クラッタ成分に対応すると考えられる一定振幅値を
減算してクラッタ成分を除去する。

【０１１７】（３）：上記（１）または（２）の処理後
に、ハイパスフィルタリングを行ってクラッタ成分を除
去する。そのフィルタリングの特性を上記（２）の処理
による出力信号の特徴に応じて変化させる。

【０１１８】このクラッタ成分の除去処理において、と
くに、（３ａ）：上記（１）項の位相補正処理および上記
（２）項の一定値減算処理と、ハイパスフィルタの遮断
周波数制御と、ドプラ信号のゲイン処理とを併用するこ
とに特徴を有する一方で、（３ｂ）：ドプラ信号にローパスフィルタリングの前処
理を施し、その後に、一定値減算後の信号パワー値を算
出して残存クラッタ成分の量の程度を判断すること、お
よび、（３ｃ）：一定値減算後の信号パワー値を位相補正前の
信号パワー値で補正する点に特徴がある。

【０１１９】（４）：必要に応じて上記（１）項の処理
に伴う位相変化の影響を打ち消して、従来から使用され
てきている速度概念に合わせた血流速度情報を得る。

【０１２０】この場合、とくに、（４ａ）：上記（１）項による位相補正量を用いた位相
補正処理をＣＦＭモードおよびＰＷモードの両方で実施
することに特徴を有する。

【０１２１】以下の説明では、説明を分かり易くするた
め、走査断面上のある１点（ピクセル）からのドプラ信
号を形成する上記Ｎ個のデジタル量のドプラデータ列に
ついて説明する（図１の斜線部分参照）。残りの点それ
ぞれのＮ個のドプラデータ列についても同一の処理が実
施されるものとする。

【０１２２】上記の各種の特徴を実現するため、ＭＴＩ
フィルタ部４５はその入力側に図１４に示す如く、実数
部、虚数部それぞれのドプラ信号Ｚｉは２系統に分けら
れる。一方の系統は、主に臓器からの信号成分（クラッ
タ成分）を除去する手段の系であり、もう一方の系統
は、その信号成分の除去手段の除去特性を決定するため
の系である。

【０１２３】上記一方の系としては、実数部、虚数部そ
れぞれのドプラ信号Ｚｉを入力する複素乗算器４５ｃを
備え、その出力側に一定値減算器４５ｄ、ハイパスフィ
ルタ（ＨＰＦ）４５ｇ、および複素乗算器４５ｉをこの
順に備える。

【０１２４】もう一方の系としては、実数部、虚数部そ
れぞれのドプラ信号Ｚｉを入力するローパスフィルタ
（ＬＰＦ）４５ｊを備え、その出力側に複素乗算器４５
ｋ，一定値減算器４５ｌ、クラッタ情報検出器４５ｅ、
およびフィルタ特性設定器４５ｆをこの順に備える。さ
らに、ゲイン設定器４５ｎがクラッタ情報検出器４５ｅ
の出力側とアンプ４５ｍの間に介挿されている。フィル
タ特性設定器４５ｆの設定出力は位相反転器４５ｈおよ
びＨＰＦ４５ｇに出力される。また、ローパスフィルタ
４５ｊの出力側にクラッタ位相変化量推定器４５ａ、乗
算信号発生器４５ｂ、位相反転器４５ｈ、およびアンプ
４５ｍを備える。乗算信号発生器４５ｂで発生した乗算
信号は、複素乗算器４５ｃおよび４５ｋ、ならびに位相
反転器４５ｈに供給される構成を採る。

【０１２５】まず、このＬＰＦ４５ｊ側の回路で構成さ
れる特性決定手段の系からその構成および動作を説明す
る。

【０１２６】ＭＴＩフィルタ部４５に入力した実数部お
よび虚数部それぞれのドプラ信号Ｚｉは、ＬＰＦ４５ｊ
に入力する。これにより、各ドプラ信号Ｚｉに含まれて
いる変動の大きな血流成分がＬＰＦ４５ｊにより前処理
として除去される。

【０１２７】この前処理を経た実数部および虚数部それ
ぞれのドプラ信号Ｚｉはクラッタ位相変化量推定器４５
ａに入力する。このクラッタ位相変化量推定器４５ａ
は、図１５に示す如く、その入力側に複素乗算器４５ａ
−１を備え、この複素乗算器の出力側に微小区間加算器
４５ａ−２、変換器４５ａ−３、位相修正器４５ａ−
４、およびクリップ処理器４５ａ−５をこの順に備える
とともに、これらと並行して加算平均演算器４５ａ−６
を備える。クリップ処理器４５ａ−５にはまたクリップ
値発生器４５ａ−７が接続されている。

【０１２８】複素乗算器４５ａ−１は、入力する実数部
Ｒｅ［Ｚｉ］および虚数部Ｉｍ［Ｚｉ］のドプラ信号か
ら、

【数９】［Ｃ１］ｉ＝Ｚ_ｉ＋１・Ｚ_ｉ ^＊の共役演算を行ってＣ１の実数部Ｒおよび虚数部Ｉを求
めるとともに、

【数１０】［Ｃ０］ｉ＝Ｚ_ｉ・Ｚ_ｉ ^＊の共役演算を行ってパワーＰを求める。

【０１２９】

【外１】

【数１１】の位相角θへの変換を行う。この位相角θは瞬時的な位
相変化量として位相修正器４５ａ−４に送られる。

【０１３０】一方、複素乗算器４５−１で演算したパワ
ーＰは加算平均演算器４５ａ−６に送られ、そのＮ個デ
ータ分が例えば式（８）に基づき加算・平均される。こ
の加算平均されたパワー値ｉｎＰｏｗは位相修正器４５
ａ−４に送られる。この位相修正器４５ａ−４では、前
述した図６と同様に表わされる図１６に従って、ドプラ
信号のパワー値ｉｎＰｏｗの変化に応じて、前記式
（６）に示す如く、係数ｋｐ（ｉ）を変化させ、瞬時的
な位相変化量φを修正する。

【０１３１】このドプラ信号のパワー値による修正を受
けた瞬時的な位相変化量′はクリップ処理器４５ａ−５
に送られる。この処理器４５ａ−５には、クリップ値発
生器４５ａ−７から、前述した図８に示すように、位相
変化量のクリップ値（しきい値）がθｍａｘ、−θｍａ
ｘが与えられている。このため、クリップ処理器４５ａ
−５は、残存パワー値による修正を行った後の瞬時的な
位相変化量θｉがクリップ値を越えるときは、その位相
変化量θｉがクリップ値に抑えられる。

【０１３２】このようにして、クラッタ位相変化量推定
器４５ａにより、実質的にクラッタ成分のみの位相変化
を反映した瞬時的な位相変化量θｉが推定され、この変
化量は乗算信号発生器４５ｂに送られる。また、この推
定器４５ａにより演算されたパワー値ｉｎＰｏｗはクラ
ッタ情報検出器４５ｅに送られる。

【０１３３】乗算信号発生器４５ｂは、今回サンプリン
グ時に送られてきた位相変化量および前回サンプリング
までに送られてきている位相変化量から、

【数１２】複素数信号を発生させる。この信号は、共に位相補正を
担っている複素乗算器４５ｃおよび４５ｋ、ならびに位
相反転器４５ｈに出力される。

【０１３４】このため、特性決定側の複素乗算器４５ｋ
（およびクラッタ成分除去側の複素乗算器４５ｃ）にお
いて、入力するドプラ信号Ｚｉとの間で、

【数１３】の複素乗算が行われる。この位相補正（複素乗算）によ
って、ドプラ信号Ｚｉが瞬時的な位相変化量に基づき実
数部、虚数部毎に補正される。このため、例えば図１７
（ａ）で示す形態で入力したドプラ信号Ｚｉの内、変動
の大きな血流成分が入力段のＬＰＦ４５ｊで事前に除去
され、複素乗算器４５ｋで位相補正されて同図（ｄ）に
示す如く変換される。このＬＰＦ４５ｊによる血流成分
の事前除去によって、ＬＰＦ４５ｊを使用しない場合に
比較して、位相補正後のドプラ信号の波形はよりフラッ
トになり、ほぼＤＣ成分のみとなる。この補正波形は、
位相変化量の推定精度が高いほどフラットになる。

【０１３５】このようにＬＰＦ処理され、さらに位相補
正されたドプラ信号Ｚｉは実数部、虚数部毎に一定値減
算器４５ｌに送られる。この一定値減算器４５ｄにて、
式（４）第２項で示される一定値減算が行われる。これ
により、クラッタ成分の瞬時的な位相変化をキャンセル
したドプラ信号から、一例として、その最初の位相φ_０
の振幅値「Ａ・ｅｘｐ｛ｊ・φ_０｝」をクラッタ成分の
振幅値として見做して一律に減算する。このクラッタ成
分除去を行った信号波形は図１７（ｄ）から同図（ｅ）
のようになる。つまり、波形の振幅値がほぼ十分に零付
近まで下がり、クラッタ成分が良好に除去される。

【０１３６】この一定値減算器４５ｌにより処理された
ほぼ直流成分のドプラ信号は、その実数部、虚数部毎
に、クラッタ情報検出器４５ｅに送られ、残存している
かもしれないクラッタ成分の程度を表す特徴量が算出さ
れる。

【０１３７】このクラッタ情報検出器４５ｅは、図１８
に示す如く、その入力側から順に、複素乗算器４５ｅ−
１、加算平均演算器４５ｅ−２、特徴量変換テーブル４
５ｅ−３、および空間平均演算器４５ｅ−４を備える。
この内、複素演算器４５ｅ−１および加算平均演算器４
５ｅ−２は、前述した式（８）に拠る演算を行うもの
で、複素演算器４５ｅ−１は

【数１４】［Ｃ０］ｉ＝Ｚ_ｉ・Ｚ_ｉ ^＊の演算を行い、加算平均演算器４５ｅ−２はその複素乗
算値をｉ＝０〜Ｎ−１まで加算平均して一定値減算後の
パワー値ｃｄｓＰｏｗを演算する。

【０１３８】特徴量変換テーブル４５ｅ−３には、この
一定値減算後のパワー値ｃｄｓＰｏｗおよび前述した一
定値減算前のパワー値（入力パワー値）ｉｎＰｏｗが与
えられる。このため、この変換テーブル４５ｅ−３は両
方のパワー値ｃｄｓＰｏｗ、ｉｎＰｏｗから前述した式
（７）で定義した特徴量ｓＰｏｗを演算する。これによ
り、生体の構造に起因したパワー信号の絶対値の違いの
影響がキャンセルされる。

【０１３９】このクラッタ情報検出器４５ｅではさら
に、空間平均演算器４５ｗ−４により、求めた特徴量ｓ
Ｐｏｗの空間的な平均処理が施される。これにより、こ
の特徴量がスペックルと呼ばれる超音波干渉のために空
間的に不安定な値を取ることもなくなる。空間平均演算
器４５ｅ−４は設置することが望ましい。このように演
算された特徴量ｓＰｏｗはフィルタ特性設定器４５ｆお
よびゲイン設定器４５ｎに入力される。

【０１４０】フィルタ特性設定器４５ｆでは、特徴量ｓ
Ｐｏｗに応じた、ハイパスフィルタ４５ｇの特性が例え
ば図１２に示すように設定される。仮にクラッタ成分の
変化量が少ないとすると、式（４）の処理によってクラ
ッタ成分は十分に低減するので、この特徴量ｓＰｏｗの
値は小さくなり、反対にクラッタ成分の変化が大きいと
きは、特徴量ｓＰｏｗの値は大きくなる。したがって、
この特徴量ｓＰｏｗの値が小さいときは、後述するハイ
パスフィルタ４５ｇの遮断周波数が低くなるように設定
する。このように低く設定しても、クラッタ成分をハイ
パスフィルタにより十分に低減される。反対に、特徴量
ｓＰｏｗが大きいときは、ハイパスフィルタ４５ｇの遮
断周波数が高くなるように設定する。

【０１４１】また、これに並行して、ゲイン設定器４５
ｎでは、一例として挙げてある図１２に示すように、信
号ゲインが設定される。特徴量ｓＰｏｗが大きくなる場
合、ドプラ信号に含まれているクラッタ成分としての、
高速な成分のパワーが大きいことから、血流成分が含ま
れていたとしてもハイパスフィルタのみによる除去は困
難と考えられる。したがって、このような状況下では図
１２に示すようにゲインを小さくしてクラッタ成分を除
去するようにする。

【０１４２】一方、位相反転器４５ｈは、乗算信号発生
器４５ｂが発生した、式（９）に示す乗算信号の位相を
反転し、ゲイン可変アンプ４５ｍに印加する。ゲイン可
変アンプ４５ｍは、位相反転された乗算信号（式（９）
参照）の振幅を、ゲイン設定器４５ｎで設定されたゲイ
ンで増幅して、複素乗算器４５ｉに与える。

【０１４３】次いで、クラッタ成分を除去する系につい
て説明する。複素乗算器４５ｃにおいて、入力するドプ
ラ信号Ｚｉとの間で、前記式（１０）に基づく複素乗算
が行われる。このため、位相補正手段としての複素乗算
器４５ｃは、この位相補正（複素乗算）によって、ドプ
ラ信号Ｚｉを瞬時的な位相変化量に基づき実数部、虚数
部毎に補正し、例えば図１７（ａ）で示す形態で入力し
たドプラ信号Ｚｉを同図（ｂ）に示す如く変換する。

【０１４４】つまり、ＭＴＩフィルタ部４５に入力する
ドプラ信号の虚数部信号が例えば図１７（ａ）のように
なっているとする。この波形は、大きい振幅かつ低速度
で変化するクラッタ成分のドプラ偏移成分に、図では表
され難いが小振幅で変化する血流のドプラ偏移成分が重
畳した状態となっている。この波形について、クラッタ
成分の瞬時的な位相変化量による位相補正を行った信号
波形は同図（ｂ）のように、クラッタ成分に起因した大
振幅かつ低周波の波形うねり分が無くなり、その殆どは
血流が受けているドプラ偏移に対応した変動のみを有す
る、略一定値振幅の波形となる。

【０１４５】この位相補正されたドプラ信号は、実数
部、虚数部毎に、一定値減算器４５ｄにて、式（４）第
２項で示される一定値減算が行われる。これにより、ク
ラッタ成分の瞬時的な位相変化をキャンセルしたドプラ
信号からその最初の位相φ_０時の振幅値「Ａ・ｅｘｐ
｛ｊ・φ_０｝」をクラッタ成分の振幅値として見做して
一律に減算する。このクラッタ成分除去を行った信号波
形は図１７（ｂ）から同図（ｃ）のようになる。つま
り、波形の振幅値がほぼ零付近まで下がり、クラッタ成
分が良好に除去される。

【０１４６】なお、一定減算器４５ｄにより除去する一
定値は、ドプラ信号のＮ個のデータの中の任意の値に設
定してもよいし、また、そのＮ個のドプラデータの平均
値に設定してもよい。

【０１４７】この一定値減算後のドプラ信号Ｚｉは、そ
の実数部、虚数部毎に、ハイパスフィルタ４５ｇに供給
される。このハイパスフィルタフィルタ４５ｇの基本構
成は、ＦＩＲ型でも、またＩＩＲ型でもよい。図１９に
ＩＩＲ型で構成した例を示す。このフィルタ４５ｇの少
なくとも次数および遮断周波数は、フィルタ特性設定器
４５ｆで設定した値に自動的に設定されている。このた
め、ドプラ信号Ｚｉの高周波成分のみが通過し、クラッ
タ成分は除去される。

【０１４８】このハイパスフィルタ４５ｇでクラッタ成
分が除去されたドプラ信号は、その実数部、虚数部毎
に、式（５）に示す複素乗算が実行される。これによ
り、複素乗算器４５ｋにより補正された位相量と同量で
逆の位相がドプラ信号に与えられ、超音波プローブに対
するドプラ信号に変換される。このとき、複素乗算する
信号の振幅値は特徴量ｓＰｏｗに応じてゲイン設定器４
５ｎにより設定される。なお、この位相反転処理は、組
織に対する血流速度を推定し表示する場合は実行する必
要がない。

【０１４９】ＭＴＩフィルタ部４５でこのように処理さ
れたドプラ信号は演算回路４６に送られ、血流速度、ド
プラ信号のパワー、速度分布の分散などの血流情報が演
算される。これらの情報は前述したように、ＴＶモニタ
３４で適宜な態様で表示される。

【０１５０】本実施形態のＭＴＩフィルタ部４５は以上
のように構成され動作するので、その効果は以下のよう
になる。

【０１５１】クラッタ成分が心拍や呼吸などの影響によ
り動いていても、クラッタ成分を確実かつ精度良く除去
でき、殆ど血流からのドプラ信号のみを効果的に抽出で
きる。とくに、観測時間よりも短い、瞬時毎に位相変化
量を求めてクラッタ成分の位相変化をその都度補正（キ
ャンセル）しているので、観測時間全体で１つの位相補
正量を使って位相補正する場合に比べて著しく位相補正
精度が向上する。これにより、殆ど一定振幅値のクラッ
タ成分（これには未だ血流からのドプラ信号が重畳して
いる）を抽出することができ、その後に実行するクラッ
タ成分除去のための一定値減算の処理が従来よりも極め
て有効となる。

【０１５２】とくに、超音波の送受信ビーム幅に比べて
十分に大きな心腔内などの血管系を撮像する場合、生体
に造影剤が注入された場合など、クラッタ成分に比して
血流成分の信号値の影響が無視できなくなるような撮影
状況であっても、前処理用のローパスフィルタ、位相変
化量推定値のクリップ処理、およびドプラ信号のパワー
値に基づく位相変化量推定値の修正処理の寄与によっ
て、実質臓器の動き量に関わらず、クラッタ成分を十分
に且つ確実に除去することができる。

【０１５３】つまり、クラッタ成分と低速度の血流から
のエコー成分とを確実にかつ精細に分別でき、動きのあ
る実質臓器からのクラッタ成分を確実に除去し、かつ非
常に低速度の血流も見逃すことなく検出して、高検出能
の２次元分布の血流像を生成できる。したがって、診断
能および信頼性の高いた血流情報を提供できる。

【０１５４】また、そのような除去処理を行っても未だ
残存するクラッタ成分がある場合は、ハイパスフィルタ
により確実に除去される。しかも、ハイパスフィルタの
遮断特性は、ローパスフィルタで前処理した後のドプラ
信号を使用して、クラッタ成分に対応させた一定値減算
前後のパワー比に応じてアダプティブに制御されるとと
もに、そのパワー比を用いてドプラ信号のゲインも並行
してアダプティブに制御される。これにより、瞬時的な
位相補正量を用いた位相補正およびクラッタ除去の処理
の後に残存するクラッタ成分が大きい場合でも、ハイパ
スフィルタの遮断周波数をむやみに高くしないで、速度
の大きな残存クラッタ成分を確実に低減させることがで
きる。

【０１５５】さらに、瞬時的な位相補正量を用いた位相
補正およびクラッタ除去処理の後に残存するクラッタ成
分の大小を判断する信号の特徴量が、生体減衰などの影
響によりクラッタ成分のパワー値が一様に分布しない場
合であっても、クラッタ成分の大小を確実に反映した同
成分の大小判断を行うことができ、確実且つ高精度なク
ラッタ除去効果を得ることができる。

【０１５６】なお、この実施形態にあっては、信号ゲイ
ンを変更する手段として、複素乗算器４５ｉに与える複
素数信号の振幅をゲインで可変する方式を採用している
が、このほかにも、例えばハイパスフィルタに与える係
数のゲインを変更するようにしてもよいし、また、ドプ
ラ信号系に乗算器やＲＯＭを挿入してゲインを与える構
成であってもよい。

【０１５７】なおまた、上述した実施形態において、
ｉ）位相変化量の推定値に上限を設定するクリップ処
理、ｉｉ）ローパスフィルタによる前処理、および、ii
i ）ドプラ信号のパワー値ｉｎＰｏｗに基づく位相変化
量の推定値の修正処理とを同時に実施する構成とした
が、本発明では、ｉ）またはｉｉ）の処理のみを単独で
実施してもよいし、ｉ）とｉｉ）とを組み合わせた処
理、または、ｉｉ）とiii ）とを組み合わせた処理を単
独で実施するようにしてもよい。

【０１５８】第２の実施形態続いて、本発明の第２の実施形態に係る超音波ドプラ診
断装置を図２０に基づき説明する。なお、これ以降の実
施形態において、前述した第１の実施形態のものと同一
または同等の構成要素には同一符号を付し、その説明を
省略する。

【０１５９】この実施形態に係る超音波ドプラ診断装置
は、その構成をより簡略化したものである。具体的に
は、図２０に示すＭＴＩフィルタ部４５の如く、第１の
実施形態においてクラッタ成分を除去する系に挿入して
いた一定値減算器（図１４参照）を外し、複素乗算器４
５ｃとハイパスフィルタ４５ｇとを直接接続したもので
ある。

【０１６０】このように構成を簡略できるケースは、前
記式（４）で示されるクラッタ低減処理の内、第２項の
一定値減算処理が不要になる場合である。図１７（ｄ）
で示したように、式（４）の第１項に相当する位相補正
処理だけでドプラデータ列がほぼフラットな信号になる
場合、位相補正後にハイパスフィルタ４５ｇを設けて前
述したフィルタリング処理を行う構成のときには、かか
る一定値減算器は必ずしも必要ではない。これにより、
ＭＴＩフィルタ部４５の構成をより簡単化することがで
きる。

【０１６１】第３の実施形態本発明の第３の実施形態に係る超音波ドプラ診断装置を
図２１に基づき説明する。

【０１６２】この超音波ドプラ診断装置は、前述した各
種の問題点の内、とくに問題点（Ｂ），（Ｃ）に着目
し、これらの問題点の解決を重視したものである。これ
は、生体に超音波造影剤が投与さえるコントラストエコ
グラフィが実施されない場合、たとえ大血管系であって
も、血流成分のパワー値が極端に大きくなることは少な
いと考えられる。そのような場合、図２１に示すクラッ
タ位相変化量４５ａに搭載する入力パワー値に基づく位
相変化量推定値の修正の回路や、位相変化量推定値のク
リップ処理の回路だけでも、血流成分の影響除去は相当
な程度まで有効である。

【０１６３】そこで、同図のＭＴＩフィルタ部４５に示
すように、入力側の前処理用ＬＰＦを外すとともに、位
相補正用の複素乗算器４５ｃとクラッタ成分除去用の一
定値減算器４５ｄとを共用する構成を採る。これによ
り、ＭＴＩフィルタ部の構成が前述の実施形態のものよ
りも簡単化される。当然に、この簡素化したフィルタ構
成によっても、前述した問題点（Ｂ），（Ｃ）は解決さ
れる。

【０１６４】第４の実施形態本発明の第４の実施形態に係る超音波ドプラ診断装置を
図２２に基づき説明する。

【０１６５】この超音波ドプラ診断装置は、ＭＴＩフィ
ルタ部の簡略化した回路構成を維持しながら、第３の実
施形態の装置よりは、造影剤に対する性能を向上を目指
したことに特徴がある。具体的には、図２２に示す如
く、クラッタ成分を除去する系に挿入した複素乗算器４
５ｃの出力側から、一定値減算器４５ｄに対する並列回
路を引き出し、この回路にＬＰＦ４５ｏと一定値減算器
４５ｐとをこの順に介挿する。一定値減算器４５ｐの出
力側は、前述したクラッタ情報検出器４５ｅの入力に接
続する。

【０１６６】このように構成した理由は以下のようであ
る。クラッタ成分の位相変化量のみを推定するには、ク
ラッタ位相変化量推定器４５ａに設けた、入力パワー値
に基づく位相変化量の修正処理や、この位相変化量の上
限値クリップ処理だけでもある程度有効に機能する。そ
こで、一定値減算後に残存するクラッタ成分の程度を表
す特徴量演算の前処理用のＬＰＦ４５ｏを、クラッタ情
報検出器４５ｅの前段に挿入し、このＬＰＦ出力を一定
値減算器４５ｐを介してクラッタ情報検出器４５ｅに入
力させる。これにより、ＬＰＦ４５ｏにより血流成分の
影響が除去された特徴量であるパワー比ｓＰｏｗがクラ
ッタ情報検出器４５ｅで演算される。この演算において
は、式（７）で示したβ値を大きくして、入力パワー値
ｉｎＰｏｗの重みを軽減させたパワー比ｓＰｏｗを用い
るのが好適である。

【０１６７】一定値減算処理は物理的にはハイパスフィ
ルタと等価であるので、このＬＰＦ４５ｏとその後の一
定値減算器４５ｐとはバンドパスフィルタ（ＢＰＦ）に
置換してもよい。それにより回路構成を簡単にでき、好
適な別の実施形態となる。

【０１６８】なお、上述した第３、第４の実施形態のそ
れぞれにおいて、第２の実施形態で説明したように、ク
ラッタ成分を除去する系の一定値減算器４５ｄを外す構
成も可能である。

【０１６９】第５の実施形態本発明の第５の実施形態に係る超音波ドプラ診断装置を
図２３、２４に基づき説明する。

【０１７０】この超音波ドプラ診断装置は、前述した問
題点（Ｄ）を解決し、ＣＦＭモードとＰＷモードとにお
いて意義的に整合性のある血流速度情報を得ることを目
的とする。

【０１７１】この目的を達成するため、この超音波ドプ
ラ装置は図２３、２４に示す如く、位相補正手段をＣＦ
ＭモードおよびＰＷモードの両回路で共有する構成を採
る。具体的には、図２４に示すように、ＭＴＩフィルタ
部４５内の、クラッタ成分に対して相対的な血流速度を
得る複素乗算器４５ｃの入力側および出力側からそれぞ
れリード線を引き出し、切換スイッチ４５ｑに接続す
る。この切換スイッチ４５ｑは、その実数部、虚数部の
信号経路毎に、切換経路を複素乗算器４５ｃの入力側お
よび出力側との間で択一的に切換可能な電子スイッチで
あり、例えば図示しないコントローラからの切換信号に
応じて切り換えられる。なお、ＭＴＩフィルタ部４５は
第２の実施形態で説明した構成と同一のものを挙げた
が、これは第１、第３、または第４の実施形態で採用し
た回路構成であってもよい。

【０１７２】切換スイッチ４５ｑの実数部、虚数部の切
換出力端は、夫々、図２３に示す如く、ＰＷ処理系の回
路に接続されている。このＰＷ処理系の回路には、実数
部、虚数部のチャンネル毎に、レンジゲート６１Ａ，６
１Ｂ、積分器６２Ａ，６２Ｂ、ＨＰＦ６３Ａ，６３Ｂ、
およびＡ／Ｄ変換器６４Ａ，６４Ｂを備え、この変換器
の後段にＰＷモードでの血流情報演算用の演算回路６５
を備える。これらの回路の動作は従来周知のものと同様
である。演算回路６５で演算された血流情報は表示系の
ＤＳＣ３１に送られ、ＴＶモニタ３４に表示される。

【０１７３】この回路構成において、クラッタ成分に対
して相対的な血流速度を得るＰＷ処理を行いたいとき
は、切換スイッチ４５ｑのスイッチ経路を複素乗算器４
５ｃの「出力側」に切り換えさせる。あるいは、従来の
慣習に合わせるため、超音波プローブに対する相対的な
血流速度を得るＰＷ処理を行いたいときは、切換スイッ
チ４５ｑのスイッチ経路を複素乗算器４５ｃの「入力
側」に切り換えさせる。これにより、ＰＷモード処理系
には、位相補正後または位相補正前のドプラ信号を選択
することができ、クラッタ成分に相対的な血流速度また
はプローブに相対的な血流速度を択一的に演算すること
ができる。

【０１７４】これにより、切換スイッチ４５ｑを「入力
側」に切り換えて、ＣＦＭモードとＰＷモードの両方と
も、従来の慣習通りに超音波プローブに相対的な血流情
報を演算し表示でき、相対速度の意義上の整合性を採る
ことができる。また、位相反転器４５ｈを用いないＭＴ
Ｉフィルタ部を構成した場合、切換スイッチを「出力
側」に切り換えて、ＣＦＭモードとＰＷモードの両方と
も、クラッタ成分に相対的な血流速度を得て、相対速度
の意義上の整合性を採ることができる。

【０１７５】本発明は以上説明した実施形態の構成に限
定されるものではなく、当業者にとっては、請求項に記
載の発明の要旨を逸脱しない範囲内で、さらに種々の変
形が可能であり、それらの変形例も本発明に含まれるこ
とは勿論である。

【０１７６】

【発明の効果】以上説明したように、本発明に係る超音
波ドプラ診断装置およびその信号処理方法によれば、相
対的に速度の大きな血流成分（血流からのドプラ信号成
分）を除去したことにより実質的にクラッタ成分のみと
なったドプラ信号のデータ間の瞬時的な位相変化量を逐
次補正すること、および／または、その後段のハイパス
フィルタの遮断特性を同様にクラッタ成分のみとなった
ドプラ信号の性質に応じてアダプティブに変化させるこ
とで、大血管系や造影剤が投与された血管系の場合のよ
うに血流成分の影響が通常よりも大きくなる場合でも、
ドプラ信号からクラッタ成分のみを確実に且つ十分に除
去することができる。これにより、表示する血流情報に
クラッタ成分の影響が現れるという好ましくない事態を
確実に防止し、血流の検出能、表示能を向上させ、高精
度の血流情報を装置使用者に提供することができる。

【０１７７】とくに、実質臓器の動き量に関わらず、ク
ラッタ成分を確実に除去することができ、また、速度が
非常に低い血流も確実に検出することができる。

【０１７８】また、瞬時的な位相補正量を用いた位相補
正およびクラッタ除去の処理の後に残存するクラッタ成
分が大きい場合でも、ハイパスフィルタの遮断周波数を
むやみに高くしないで、速度の大きな残存クラッタ成分
を確実に低減させることができる。

【０１７９】さらに、瞬時的な位相補正量を用いた位相
補正およびクラッタ除去処理の後に残存するクラッタ成
分の大小を判断する信号の特徴量が、生体減衰などの影
響によりクラッタ成分のパワー値が一様に分布しない場
合であっても、クラッタ成分の大小を確実に反映した同
成分の大小判断を行うことができ、確実且つ高精度なク
ラッタ除去効果を得ることができる。

【０１８０】さらにまた、ＣＦＭモードとＰＷモードの
両方の処理系から提供される血流速度の意義のずれを排
除し、共に、クラッタ成分に対する相対的な血流速度、
または、プローブに対する相対的な血流速度を提供する
ことができ、装置使用者の無用な混乱を回避し、利便性
を与えることができる。

【図面の簡単な説明】

【図１】ＣＦＭモードおよびＰＷモード時に得られる同
一位置への複数回送受信に伴うエコーデータの組を模式
的に示す説明図。

【図２】従来のＭＴＩフィルタの遮断特性の不都合を説
明する図。

【図３】先願提案の装置の動作を説明するためのドプラ
データ列（ドプラ信号）の離散的な波形図。

【図４】先願提案の装置におけるハイパスフィルタの遮
断周波数の制御例を示す図。

【図５】先願提案の装置におけるハイパスフィルタの減
衰量の制御例を示す図。

【図６】血管が太い場合のクラッタ成分の影響を回避す
る１つの対処に関わる、信号パワー値と位相変化量修正
のための係数との関係図。

【図７】血管が太い場合のクラッタ成分の血管空間への
にじみ説明する図。

【図８】位相変化量の推定値θｉの推定上限値の設定を
説明する図。

【図９】先願提案の装置に拠る位相変化量の推定値θｉ
の変化を血流の態様毎に示すスペクトラム模式図。

【図１０】本発明に係るローパースフィルタによる前処
理を行ったときの、位相変化量の推定値θｉの変化を血
流の態様毎に示すスペクトラム模式図。

【図１１】本発明に係るローパースフィルタによる前処
理動作を診断部位毎に説明するスペクトラム模式図。

【図１２】本発明に係る、ハイパスフィルタの遮断周波
数およびドプラ信号に対するゲインの制御例をそれぞれ
示す図。

【図１３】本発明の実施形態に係る超音波ドプラ診断装
置の概略ブロック図。

【図１４】第１の実施形態に係るＭＴＩフィルタ部のブ
ロック図。

【図１５】クラッタ位相変化量推定器の構成例を示すブ
ロック図。

【図１６】ドプラ信号の入力パワー値と位相変化量の修
正のための係数との関係の一例を説明するグラフ。

【図１７】実施例の装置の動作を説明するためのドプラ
データ列（ドプラ信号）の離散的な波形図。

【図１８】クラッタ情報検出器の構成例を示すブロック
図。

【図１９】ハイパスフィルタの構成例を示す図。

【図２０】第２の実施形態に係るＭＴＩフィルタ部のブ
ロック図。

【図２１】第３の実施形態に係るＭＴＩフィルタ部のブ
ロック図。

【図２２】第４の実施形態に係るＭＴＩフィルタ部のブ
ロック図。

【図２３】第５の実施形態に係る超音波ドプラ診断装置
のブロック図。

【図２４】第５の実施形態に係るＭＴＩフィルタ部のブ
ロック図。

【符号の説明】

１超音波プローブ（送受信手段）２送信系回路（送受信手段）３受信・処理系回路２１受信回路（送受信手段）２４表示回路（視覚化手段）４１Ａ，４１Ｂミキサ（ドプラ信号抽出手段）４２Ａ，４２ＢＬＰＦ（ドプラ信号抽出手段）４３Ａ，４３ＢＡ／Ｄ変換器（ドプラ信号抽出手段）４４Ａ，４４Ｂバッファメモリ（ドプラ信号抽出手
段）４５ＭＴＩフィルタ部４６演算回路（血流情報抽出手段）４７基準発信器４８位相器４５ａクラッタ位相変化量推定器（決定手段／位相推
定手段）４５ｂ乗算信号発生器（決定手段／位相推定手段）４５ｃ複素乗算器（クラッタ成分除去手段／位相補正
手段）４５ｉ複素乗算器（クラッタ成分除去手段）４５ｄ一定値減算器（クラッタ成分除去手段／減算手
段）４５ｅクラッタ情報検出器（決定手段）４５ｆフィルタ特性設定器（決定手段）４５ｇＨＰＦ（クラッタ成分除去手段）４５ｈ位相反転器（決定手段）４５ｊＬＰＦ（前処理手段）４５ｋ複素乗算器（決定手段）４５ｌ一定値減算器（決定手段）４５ｍゲイン可変アンプ（決定手段）４５ｎゲイン設定器（決定手段）４５ａ−１複素乗算器４５ａ−２微小区間加算器４５ａ−３変換器４５ａ−４位相修正器４５ａ−５クリップ処理器４５ａ−６加算平均演算器４５ａ−７クリップ値発生器４５ｅ−１複素乗算器４５ｅ−２加算平均演算器４５ｅ−３特徴量交換テーブル４５ｅ−４空間平均演算器

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】被検体内の断面に沿って超音波信号を各
走査線方向に複数回ずつ送信するとともに当該被検体か
ら反射されてくる超音波エコー信号を受信する送受信手
段と、前記超音波エコー信号に基づき前記各走査線方向
それぞれの同一の空間位置から反射されてきた複数の時
系列のドプラデータから成るドプラ信号をその空間位置
毎に得るドプラ信号抽出手段と、前記ドプラ信号から時
系列的に変動の大きい信号成分を事前に除去する前処理
手段と、この前処理手段によって信号成分が除去された
前記ドプラ信号を用いて前記臓器が前記超音波信号を反
射したことに伴うクラッタ成分の除去に関する情報を決
める決定手段と、前記情報に基づき前記ドプラ信号から
前記クラッタ成分を除去するクラッタ成分除去手段と、
このクラッタ成分除去手段の除去によって得られた前記
ドプラ信号を用いて前記断面の血流情報を抽出する血流
情報抽出手段と、を備えたことを特徴とする超音波ドプ
ラ診断装置。
【請求項２】請求項１に記載の発明において、前記血流情報抽出手段によって抽出された前記血流情報
を視覚化する視覚化手段を備えた超音波ドプラ診断装
置。
【請求項３】請求項１に記載の発明において、前記前処理手段はローパースフィルタであって、このロ
ーパースフィルタは、時系列的に変動の大きい前記信号
成分を除去する周波数帯域として、前記断面を通過する
血流からの反射超音波成分を除去する周波数帯域に設定
してある超音波ドプラ診断装置。
【請求項４】請求項１に記載の発明において、前記決定手段は前記前処理手段により処理された前記ド
プラ信号に含まれる前記クラッタ成分の瞬時的な位相変
化量を推定する位相推定手段を備え、前記クラッタ成分除去手段は前記位相推定手段により推
定された位相変化量に基づき前記ドプラ信号の各ドプラ
データの位相を補正する位相補正手段を備える超音波ド
プラ診断装置。
【請求項５】請求項４に記載の発明において、前記クラッタ成分除去手段は、前記位相補正手段により
位相補正された前記ドプラ信号の各ドプラデータから一
定値を減算する減算手段を備える超音波ドプラ診断装
置。
【請求項６】請求項５に記載の発明において、前記一定値は前記クラッタ成分に相当する値に設定され
ている超音波ドプラ診断装置。
【請求項７】請求項４に記載の発明において、前記位相推定手段は、前記ドプラ信号を形成するドプラ
データ列の内の位相補正を行うドプラデータを含めた当
該ドプラデータ列の内の一部のドプラデータを用いて前
記瞬時的な位相変化量を推定する手段である超音波ドプ
ラ診断装置。
【請求項８】請求項４に記載の発明において、前記位相推定手段は、前記瞬時的な位相変化量を前記ド
プラ信号のパワーに応じて修正する修正手段を有する超
音波ドプラ診断装置。
【請求項９】請求項４に記載の発明において、前記位相推定手段は、前記位相変化量の絶対値を所定値
でクリップするクリップ処理手段を有する超音波ドプラ
診断装置。
【請求項１０】請求項５に記載の発明において、前記クラッタ成分除去手段は、前記減算手段により一定
値が減算された前記ドプラ信号をハイパスフィルタリン
グするハイパスフィルタを備える超音波ドプラ診断装
置。
【請求項１１】請求項１０に記載の発明において、前記決定手段は、前記前処理手段により処理された前記
ドプラ信号の各ドプラデータの位相を前記瞬時的な位相
変化量を用いて補正する別の位相補正手段と、この位相
補正されたドプラ信号の各ドプラデータから一定値を減
算する別の一定値減算手段と、この一定値減算前後の前
記ドプラ信号を用いて前記ハイパスフィルタの特性を制
御する制御手段とを備える超音波ドプラ診断装置。
【請求項１２】請求項１１に記載の発明において、前記制御手段は、前記前処理手段により処理された前記
ドプラ信号のパワー値を演算する第１の演算手段と、前
記別の一定値減算手段により一定値減算された前記ドプ
ラ信号のパワー値を演算する第２の演算手段と、前記第
１および第２の演算手段により演算された両パワー値か
ら前記ハイパスフィルタの特性を決めるデータを演算す
る第３の演算手段と、前記データにしたがって前記ハイ
パスフィルタの特性を設定する設定手段とを備える超音
波ドプラ診断装置。
【請求項１３】請求項１２に記載の発明において、前記第３の演算手段は、前記第１の演算手段により演算
された前記ドプラ信号のパワー値ｉｎＰｏｗと前記第２
の演算手段により演算された前記ドプラ信号のパワー値
ｃｄｓＰｏｗとのパワー比「ｃｄｓＰｏｗ／ｉｎＰｏ
ｗ」を前記データとして演算する手段である超音波ドプ
ラ診断装置。
【請求項１４】前記請求項１３に記載の発明におい
て、前記設定手段は、前記パワー比に応じて前記ハイパスフ
ィルタの遮断周波数または次数の少なくとも一方を設定
する手段である超音波ドプラ診断装置。
【請求項１５】前記請求項１４に記載の発明におい
て、前記設定手段は、前記パワー比が高くなると前記遮断周
波数を高めの一定値に保持する手段である超音波ドプラ
診断装置。
【請求項１６】請求項１３に記載の発明において、前記クラッタ成分除去手段は、一定値減算された前記ド
プラ信号を可変ゲインで増幅する増幅手段を備える超音
波ドプラ診断装置。
【請求項１７】請求項１６に記載の発明において、前記第３の演算手段により演算されたパワー比に基づき
前記可変ゲインを可変設定するゲイン設定手段を備える
超音波ドプラ診断装置。
【請求項１８】請求項１７に記載の発明において、前記ゲイン設定手段は、前記パワー比が高くなると前記
可変ゲインを低めの一定値に保持する手段である超音波
ドプラ診断装置。
【請求項１９】請求項４に記載の発明において、前記決定手段は前記位相推定手段により推定された前記
瞬時的な位相変化量を位相反転させる位相反転手段を備
え、前記クラッタ成分除去手段はこの位相反転させた位
相変化量の分だけ一定値減算された前記ドプラ信号の位
相を戻す位相キャンセル手段を備える超音波ドプラ診断
装置。
【請求項２０】請求項１に記載の発明において、前記血流情報抽出手段は、前記ドプラ信号を用いて前記
血流の流速を分析する分析手段を複数系統備え、この各
系統の分析手段は互いに同一意義な相対的な血流速度情
報を分析する手段である超音波ドプラ診断装置。
【請求項２１】請求項２０に記載の発明において、前記複数系統の分析手段は、前記血流のＣＦＭモードの
信号処理を行う分析手段と、前記血流のＰＷモードの信
号処理を行う分析手段とを備える超音波ドプラ診断装
置。
【請求項２２】被検体内の断面に沿って超音波信号を
各走査線方向に複数回ずつ送信するとともに当該被検体
から反射されてくる超音波エコー信号を受信する送受信
手段と、前記超音波エコー信号に基づき前記各走査線方向それぞ
れの同一の空間位置から反射されてきた複数の時系列の
ドプラデータから成るドプラ信号をその空間位置毎に得
るドプラ信号抽出手段と、前記ドプラ信号を用いて前記臓器が前記超音波信号を反
射したことに伴うクラッタ成分の除去に関する情報を決
める決定手段と、前記情報に基づいて前記ドプラ信号から前記クラッタ成
分を除去するハイパスフィルタと当該ドプラ信号をゲイ
ン処理する回路とを含むクラッタ成分除去手段と、この
クラッタ成分除去手段の除去によって得られた前記ドプ
ラ信号を用いて前記断面の血流情報を抽出する血流情報
抽出手段と、前記血流情報抽出手段によって抽出された前記血流情報
を視覚化する視覚化手段とを備えたことを特徴とする超
音波ドプラ診断装置。
【請求項２３】請求項２２に記載の発明において、前記決定手段は前記ドプラ信号に含まれる前記クラッタ
成分の瞬時的な位相変化量を推定する位相推定手段を備
え、前記クラッタ成分除去手段は前記位相推定手段により推
定された位相変化量に基づき前記ドプラ信号の各ドプラ
データの位相を補正する位相補正手段を備える超音波ド
プラ診断装置。
【請求項２４】請求項２３に記載の発明において、前記位相推定手段は、前記位相変化量の絶対値を所定値
でクリップするクリップ処理手段を有する超音波ドプラ
診断装置。
【請求項２５】請求項２３に記載の発明において、前記クラッタ成分除去手段は、前記位相補正手段により
位相補正された前記ドプラ信号の各ドプラデータから一
定値を減算する減算手段を備える超音波ドプラ診断装
置。
【請求項２６】請求項２５に記載の発明において、前記一定値は前記クラッタ成分に相当する値に設定され
ている超音波ドプラ診断装置。
【請求項２７】請求項２５に記載の発明において、前記決定手段は、前記ドプラ信号の各ドプラデータの位
相を前記瞬時的な位相変化量を用いて補正する別の位相
補正手段と、この位相補正されたドプラ信号の各ドプラ
データから一定値を減算する別の一定値減算手段と、こ
の一定値減算前後の前記ドプラ信号のパワー値を用いて
前記ハイパスフィルタおよびゲイン処理回路の特性を制
御する制御手段とを備える超音波ドプラ診断装置。
【請求項２８】請求項２２に記載の発明において、前記血流情報抽出手段は、前記ドプラ信号を用いて前記
血流の流速を分析する分析手段を複数系統備え、この各
系統の分析手段は互いに同一意義な相対的な血流速度情
報を分析する手段である超音波ドプラ診断装置。
【請求項２９】被検体内の断面に沿って超音波信号を
各走査線方向に複数回ずつ送信するとともに当該被検体
から反射されてくる超音波エコー信号を受信し、前記超
音波エコー信号に基づき前記各走査線方向それぞれの同
一の空間位置から反射されてきた複数の時系列のドプラ
データから成るドプラ信号をその空間位置毎に得て、前
記ドプラ信号から時系列的に変動の大きい信号成分を事
前に除去し、この信号成分が除去された前記ドプラ信号
を用いて前記臓器が前記超音波信号を反射したことに伴
うクラッタ成分の除去に関する情報を決め、前記情報に
基づき前記ドプラ信号から前記クラッタ成分を除去し、
この除去によって得られた前記ドプラ信号を用いて前記
断面の血流情報を抽出することを特徴とする超音波ドプ
ライメージングの信号処理方法。