JPH1133023A - 超音波ドプラ診断装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【課題】本発明の目的は、術者に作業負担を強いること
なく、リアルタイムで血流の拍動性と定常性に関する情
報を２次元的に表示することができる超音波ドプラ診断
装置を提供することである。 【解決手段】本発明は、被検体に超音波パルスを送受波
して得られたエコー信号を位相検波してドプラ信号を検
出し、検出したドプラ信号からＭＴＩフィルタ５Ｆによ
ってクラッタ成分を除去して血流成分を抽出し、その血
流成分に基づいて血流情報を表示する超音波ドプラ診断
装置において、抽出された血流成分に基づいて血流の拍
動性をフレーム毎に評価する拍動性評価回路１０と、評
価された拍動性パラメータに基づいて血流情報を表示す
るカラーモニタ９とを具備する。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、超音波のドプラ効
果を利用して生体内の血流等の移動体の移動情報を得、
その情報をカラーで表示する超音波ドプラ診断装置に関
する。

【０００２】

【従来の技術】超音波ドプラ診断装置は、無侵襲で生体
内の血流速度等の血流情報を計測することができる極め
て応用範囲の広い装置であり、血流計測においては、生
体内の任意の設定点の血流速度を計測するいわゆる一ポ
イントドプラ(FFT) 法や、血流の状態を２次元的広がり
をもってカラー表示し得るいわゆるＣＦＭ(Color FlowM
apping)が主に用いられている。

【０００３】ＦＦＴもＣＦＭも原理的には等価であり、
超音波が移動体により反射されるときに反射波の周波数
が、その移動体の移動速度に比例して偏移するドプラ効
果を利用したものである。このドプラ効果による偏移周
波数を用いて、血流速度や分散やパワー等の各種血流情
報を算出することができる。偏移周波数ｆｄは、血流速
度Ｖ、送信超音波の中心周波数ｆ0 、超音波と血流のな
す角度θ、生体内での超音波の伝搬速度ｃに対して次の
関係にあるので、偏移周波数ｆｄが分かれば血流速度Ｖ
を求めることができる。

【０００４】

【数１】

【０００５】以下、図８を用いて従来の超音波ドプラ診
断装置の構成を説明する。超音波プローブ１は、電気信
号を扱う装置本体側と、超音波に振幅変調や周波数変調
をかけて内部情報を付与する被検体側との間を媒介する
ために、配列された複数の微小圧電素子を先端部分に有
している。

【０００６】超音波プローブ１から超音波を送信するた
めに、パルス発生器２Ａと送信回路２とが設けられる。
パルス発生器２Ａからは超音波の送信レート（毎秒送信
回数）を決定するためのレートパルスが出力される。こ
のレートパルスは、送信遅延回路とパルサとを有する送
信回路２に送られ、まず送信遅延回路で超音波の指向性
を決めるために必要な適当な遅延を受けて、パルサにト
リガパルスとして与えられる。このトリガパルスに同期
してパルサからプローブ１の圧電素子に個別に又は近隣
グループ単位で高周波の信号パルスが印加される。

【０００７】プローブ１の圧電素子は、この信号パルス
を受けて振動し、これにより超音波が、この振動の中心
周波数で被検体に送信される。この超音波は生体内を伝
播し、その途中にある音響インピーダンスの不連続面で
次々と反射する。この反射により生じたエコーはプロー
ブ１に返ってきて、圧電素子を振動する。これにより、
圧電素子からは微弱な電気信号が発生する。

【０００８】この電気信号は、受信回路３に取り込まれ
る。受信回路３は、プリアンプ、受信遅延回路、加算器
とから構成される。プローブ１からの電気信号はまずプ
リアンプで増幅され、受信遅延回路で適当な遅延を受け
た後、加算器で加算される。これにより受信指向性を持
った１つの受信信号が取得される。この受信信号は、Ｂ
モード処理系４とカラーフローマッピング処理系（ＣＦ
Ｍ処理系）５とにそれぞれ送り込まれる。

【０００９】Ｂモード処理系４は、検波回路と、対数増
幅器と、アナログデジタルコンバータとから構成され
る。検波回路は、受信信号を検波して、反射成分（エコ
ー信号）を取り出す。このエコー信号を対数増幅器で対
数増幅して、さらにアナログデジタルコンバータでディ
ジタル信号に変換してから出力する。

【００１０】カラーフローマッピング処理系５は、ミキ
サ５Ａと、発振器５Ｂと、π／２移相器５Ｃと、ローパ
スフィルタ（ＬＰＦ）５Ｄと、アナログデジタルコンバ
ータ（Ａ／Ｄ−Ｃ）５Ｅと、ＭＴＩフィルタ５Ｆと、演
算回路５Ｇとから構成される。なお、ミキサ５Ａと、ロ
ーパスフィルタ５Ｄと、アナログデジタルコンバータ５
Ｅと、ＭＴＩフィルタ５Ｆとは、実数成分と複素数成分
とを並列に処理するために、それぞれ２系統設けられて
いる。

【００１１】ミキサ５Ａとローパスフィルタ５Ｄとは、
発振器５Ｂから出力される送信超音波の中心周波数で振
動する基準信号と、π／２移相した基準信号を使って受
信信号を直交位相検波して、血球や臓器壁等の移動体か
ら周波数偏移を受けた成分（ドプラ信号）を取り出す。
このドプラ信号はＩ信号とＱ信号の２系統からなり、ア
ナログデジタルコンバータ５Ｅで所定のサンプリング周
波数に従って１本の走査線に対して例えば０．５ｍｍ間
隔でサンプリングしてディジタル信号に変換して、ＭＴ
Ｉフィルタ５Ｆ内のバッファメモリに一旦格納される。

【００１２】周知のように、ＣＦＭモードでは同一方向
への送受信をＮ回（例えば１６回）繰り返す。よって一
枚の画像を再構成するのに必要なバッファメモリには、
Ｌ＊Ｍ＊Ｎの三次元データが記憶されることになる。
Ｌ、Ｍ、Ｎはそれぞれ走査線数、１走査線内の深さ方向
へのピクセル数（サンプル点数）、同一走査線の送受信
の繰り返し数（以下、データ数と称す）である。この三
次元データにはＩ信号、Ｑ信号共に格納されている。Ｃ
ＦＭモードでは、各ピクセルで独立に処理を行い、各ピ
クセル毎の血流情報を表示する。よって、基本的に以降
の説明は、ある走査線、ある深さでの、データ番号方向
へのデータ列を取り扱う。

【００１３】同一場所をＮ回送受信して得られるＮ個の
ディジタルデータは、受信信号を位相検波後、送受信し
た順番に並べたものである。ドプラ信号には、血球のよ
うにある程度の速度で移動する移動体からの反射信号
と、実質臓器のように動きの非常に遅い物体からの反射
信号（以下、クラッタと称す）が混在しており、しかも
信号強度は後者が十分に大きい。

【００１４】よって、このままでは、血流に対する情報
をこのデータ列から抽出することはできない。この実質
臓器と血球の移動速度の差を利用して、クラッタ成分を
除去するために用いられているのがＭＴＩフィルタ５Ｆ
である。

【００１５】ＭＴＩフィルタ５Ｆは、線形のハイパスフ
ィルタであり、ＦＩＲ構成でもＩＩＲ構成でも良い。実
質臓器のようにあまり動かない物体からのクラッタ成分
は、送受信を繰り返しても受信エコーの基準信号に対す
る位相があまり変化しない。よって、上記Ｎ個のデータ
列はあまり変化せず、ＤＣ付近の周波数しかもたない。
それに対し、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、送受信信号を繰り返すたび
に、基準信号に対する位相が大きくわかるため、上記Ｎ
個のディジタルデータ列の変化は速く、周波数も高い。
よって、上記Ｎ個のディジタルデータ列に対するハイパ
スフィルタ処理により、クラッタ成分を除去して、血流
成分を抽出することができる。

【００１６】ＭＴＩフィルタ５Ｆにより、クラッタ成分
を除去され、血球からの成分のみとなった信号は、演算
回路５Ｇに送られ、血流に関する情報（血流情報）を推
定する処理がなされる。その代表的な例は、自己相関処
理といわれる処理で偏移周波数を実時間で計算し、この
偏移周波数に基づいて血流の平均速度、速度分布の分
散、血流からの反射信号のパワーが計算される。

【００１７】このようにして計算された血流情報は、デ
ィジタルスキャンコンバータ６に出力される。ディジタ
ルスキャンコンバータ６はフレームメモリを有し、Ｂモ
ード処理系４から入力する断層像データとＣＦＭ処理系
５から入力する血流情報とを２次元画像としてフレーム
メモリに記憶し、カラー処理部７に出力する。カラー処
理部７ではディジタルスキャンコンバータ６からの入力
信号を、ルックアップテーブルに従ってＲＧＢ等の色信
号に変換する。色信号はディジタルアナログコンバータ
８を介してカラーモニタ９に表示される。

【００１８】例えば、血流のパワー値を表示する場合、
基調の色として赤系の色を与え、パワー値の大きさを輝
度に割り当てる。つまり、パワー値が大きくなるにつれ
て徐々に明るい赤色に、逆に小さくなるにつれて徐々に
暗い赤色になる。

【００１９】

【発明が解決しようとする課題】前述した従来の超音波
ドプラ診断装置におけるＣＦＭは、通常、血流情報をＢ
モード像（白黒断層像）に重ねてカラー表示する。血流
情報の一つである血流の速度に関しては、プローブ１と
の相対的な速度（大きさ、方向）が計算されるので、例
えば、プローブ１に近づく方向（順方向）と遠ざかる方
向（逆方向）を異なる色（赤系、青系）で示し、速度の
大きさに応じて輝度を変化させて表示する、あるいは速
度の方向、大きさの両情報に対応して色自体を変えて表
示する。

【００２０】しかしながら、１本の血管であっても、血
管に対する超音波ビームの照射角によっては、プローブ
１に対する向きは順逆両方向が存在し、異なる方向を示
す色を混在して表示する場合がある。また、臨床ニーズ
として、例えば良悪性腫瘍鑑別や腫瘍の進行具合を判断
するために、腫瘍を取り巻く血流が拍動流、定常流かを
知りたいという要求がある。

【００２１】この場合、現在用いられている血流の方向
性表示における微妙な輝度変化、あるいは血管毎に速度
の大きさが異なるために色とりどりに表示された現在の
２次元カラー表示では、血流の拍動性、定常性を容易に
評価できないことが多い。

【００２２】そこで血流の拍動性、定常性の評価を支援
するために、従来は、１ポイントドプラを当てて、得ら
れたドプラパターンを観測することがなされている。但
し、この方法では、一点しか確認することができないの
で、リアルタイムで２次元的な血流の拍動性、定常性を
評価できない上に、その都度、１ポイントドプラを行わ
なければならず、術者の作業負担になっていた。

【００２３】この問題を解決するために、血流の拍動性
を評価する方法が提案されている（特開平３−１９１９
５１号公報）。しかし、それには以下のような問題点が
ある。

【００２４】１）血流の拍動性、定常性の評価を行うた
めに、１心拍に要する時間のフレーム数を必要とするの
で、走査中に血管の移動による影響を受けやすい。その
ため、評価が適切に実施できなくなり誤評価を与える可
能性が高くなる。

【００２５】２）拍動性評価を平均速度を用いて評価す
る場合、直交流では平均速度がほぼ零になるので、拍動
性評価で適切な評価ができない。 ３）Ｓ／Ｎの悪い血管では血流の平均流速がばらつくた
め拍動性を適切に評価できず、誤情報を与える可能性が
高い。

【００２６】本発明は上述した問題点を鑑みてなされた
もので、術者に作業負担を強いることなく、リアルタイ
ムで血流の拍動性と定常性に関する情報を２次元的に表
示する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。

【００２７】

【課題を解決するための手段】上記の課題を解決し目的
を達成するため、本発明は、被検体に超音波パルスを送
受波して得られたエコー信号を位相検波してドプラ信号
を検出し、検出したドプラ信号からＭＴＩフィルタによ
ってクラッタ成分を除去して血流成分を抽出し、その血
流成分に基づいて血流情報を表示する超音波ドプラ診断
装置において、前記抽出された血流成分に基づいて血流
の拍動性をフレーム毎に評価する拍動性評価手段と、評
価された拍動性パラメータに基づいて血流情報を表示す
る手段とを具備する。

【００２８】

【発明の実施の形態】以下、図面を参照して本発明を実
施形態により説明する。図１には本実施形態に係る超音
波ドプラ診断装置の構成を示している。超音波プローブ
１は、電気信号を扱う装置本体側と、超音波に振幅変調
や周波数変調をかけて内部情報を付与する被検体側との
間を媒介するために、配列された複数の微小圧電素子を
先端部分に有している。

【００２９】超音波プローブ１から超音波を送信するた
めに、パルス発生器２Ａと送信回路２とが設けられる。
パルス発生器２Ａからは超音波の送信レート（毎秒送信
回数）を決定するためのレートパルスが出力される。こ
のレートパルスは、送信遅延回路とパルサとを有する送
信回路２に送られ、まず送信遅延回路で超音波の指向性
を決めるために必要な適当な遅延を受けて、パルサにト
リガパルスとして与えられる。このトリガパルスに同期
してパルサからプローブ１の圧電素子に個別に又は近隣
グループ単位で高周波の信号パルスが印加される。

【００３０】プローブ１の圧電素子は、この信号パルス
を受けて振動し、これにより超音波が、この振動の中心
周波数で被検体に送信される。この超音波は生体内を伝
播し、その途中にある音響インピーダンスの不連続面で
次々と反射する。この反射により生じたエコーはプロー
ブ１に返ってきて、圧電素子を振動する。これにより、
圧電素子からは微弱な電気信号が発生する。

【００３１】この電気信号は、受信回路３に取り込まれ
る。受信回路３は、プリアンプ、受信遅延回路、加算器
とから構成される。プローブ１からの電気信号はまずプ
リアンプで増幅され、受信遅延回路で例えば送信時とは
逆の適当な遅延を受けた後、加算器で加算される。これ
により受信指向性を持った１つの受信信号が取得され
る。この受信信号は、Ｂモード処理系４とカラーフロー
マッピング処理系（ＣＦＭ処理系）５とにそれぞれ送り
込まれる。

【００３２】Ｂモード処理系４は、検波回路と、対数増
幅器と、アナログデジタルコンバータとから構成され
る。検波回路は、受信信号を検波して、反射成分（エコ
ー信号）を取り出す。このエコー信号を対数増幅器で対
数増幅して、さらにアナログデジタルコンバータでディ
ジタル信号に変換してから出力する。

【００３３】カラーフローマッピング処理系５は、ミキ
サ５Ａと、発振器５Ｂと、π／２移相器５Ｃと、ローパ
スフィルタ（ＬＰＦ）５Ｄと、アナログデジタルコンバ
ータ（Ａ／Ｄ−Ｃ）５Ｅと、ＭＴＩフィルタ５Ｆと、演
算回路５Ｇとから構成される。なお、ミキサ５Ａと、ロ
ーパスフィルタ５Ｄと、アナログデジタルコンバータ５
Ｅと、ＭＴＩフィルタ５Ｆとは、プローブ１に近づく血
流と遠ざかる血流とを識別するために、それぞれ２系統
設けられている。

【００３４】ミキサ５Ａとローパスフィルタ５Ｄとは、
発振器５Ｂから出力される送信超音波の中心周波数で振
動する基準信号と、π／２移相した基準信号を使って受
信信号を直交位相検波して、血球や臓器壁等の移動体か
ら周波数偏移を受けた成分（ドプラ信号）を取り出す。
このドプラ信号はＩ信号とＱ信号の２系統からなり、ア
ナログデジタルコンバータ５Ｅで所定のサンプリング周
波数に従って１本の走査線に対して例えば０．５ｍｍ間
隔でサンプリングしてディジタル信号に変換して、ＭＴ
Ｉフィルタ５Ｆ内のバッファメモリに一旦格納される。

【００３５】周知のように、ＣＦＭモードでは同一方向
への送受信をＮ回（例えば１６回）繰り返す。よって一
枚の画像を再構成するのに必要なバッファメモリには、
Ｌ＊Ｍ＊Ｎの三次元データが記憶されることになる。
Ｌ、Ｍ、Ｎはそれぞれ走査線数、１走査線内の深さ方向
へのピクセル数（サンプル点数）、同一走査線の送受信
の繰り返し数（以下、データ数と称す）である。この三
次元データにはＩ信号、Ｑ信号共に格納されている。Ｃ
ＦＭモードでは、各ピクセルで独立に処理を行い、各ピ
クセル毎の血流情報を表示する。よって、基本的に以降
の説明は、ある走査線、ある深さでの、データ番号方向
へのデータ列を取り扱う。

【００３６】同一場所をＮ回送受信して得られるＮ個の
ディジタルデータは、受信信号を位相検波後、送受信し
た順番に並べたものである。ドプラ信号には、血球のよ
うにある程度の速度で移動する移動体からの反射信号
と、実質臓器のように動きの非常に遅い物体からの反射
信号（以下、クラッタと称す）が混在しており、しかも
信号強度は後者が十分に大きい。

【００３７】よって、このままでは、血流に対する情報
をこのデータ列から抽出することはできない。この実質
臓器と血球の移動速度の差を利用して、クラッタ成分を
除去するために用いられているのがＭＴＩフィルタ５Ｆ
である。

【００３８】ＭＴＩフィルタ５Ｆは、線形のハイパスフ
ィルタであり、ＦＩＲ構成でもＩＩＲ構成でも良い。実
質臓器のようにあまり動かない物体からのクラッタ成分
は、送受信を繰り返しても受信エコーの基準信号に対す
る位相があまり変化しない。よって、上記Ｎ個のデータ
列はあまり変化せず、ＤＣ付近の周波数しかもたない。
それに対し、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、送受信信号を繰り返すたび
に、基準信号に対する位相が大きくわかるため、上記Ｎ
個のディジタルデータ列の変化は速く、周波数も高い。
よって、上記Ｎ個のディジタルデータ列に対するハイパ
スフィルタ処理により、クラッタ成分を除去して、血流
成分を抽出することができる。

【００３９】ＭＴＩフィルタ５Ｆにより、クラッタ成分
を除去され、血球からの成分のみとなった信号は、演算
回路５Ｇに送られ、血流に関する情報（血流情報）を推
定する処理がなされる。その代表的な例は、自己相関処
理といわれる処理で偏移周波数を実時間で計算し、この
偏移周波数に基づいて血流の平均速度、速度分布の分
散、血流からの反射信号のパワーが計算される。

【００４０】このようにして計算された血流情報は、デ
ィジタルスキャンコンバータ６に出力される。ディジタ
ルスキャンコンバータ６はフレームメモリを有し、Ｂモ
ード処理系４から入力する断層像データとＣＦＭ処理系
５から入力する血流情報とを２次元画像としてフレーム
メモリに記憶し、カラー処理部７に出力する。カラー処
理部７ではディジタルスキャンコンバータ６からの入力
信号を、ルックアップテーブルに従ってＲＧＢ等の色信
号に変換する。色信号はディジタルアナログコンバータ
８を介してカラーモニタ９に表示される。

【００４１】例えば、血流のパワー値を表示する場合、
基調の色として赤系の色を与え、パワー値の大きさを輝
度に割り当てる。つまり、パワー値が大きくなるにつれ
て徐々に明るい赤色に、逆に小さくなるにつれて徐々に
暗い赤色になる。

【００４２】本実施形態で特徴的なのは、ＣＦＭ処理系
５の演算回路５Ｇから出力される血流の平均速度、速度
分布の分散、血流からの反射信号のパワー等の血流情報
に基づいて、血流の拍動性や定常性を評価して、拍動性
パラメータを求めるための拍動性評価回路１０を設けた
点にある。

【００４３】一般に、拍動流と定常流の平均速度の時間
変化は図２のように示すことができ、拍動流は定常流に
比べ、速度の時間変化量“ΔＶ”が大きい。そこで、時
間方向すなわちフレーム間における血流の平均速度の差
分値を計算することで血流の拍動性を評価することがで
きる。

【００４４】一方、フレーム間で拍動性パラメータを求
めるためには、対象とするフレーム間においてピクセル
単位で血流の描出位置が変化しないことが望ましいが、
走査面が被験者の臓器の動きや術者のプローブ位置変化
により血管が若干ずれることが考えられる。１ポイント
ドプラ法でドプラ波形を観察できるような太い血管であ
れば、数〜十数ピクセルに渡って血流が存在するので若
干の位置ずれがあっても計測ポイントが血管内にかかっ
ていれば拍動性が評価できるが、たかだか一、２ピクセ
ル程にしか検出されないような細い血管については、血
管の移動によりフレーム間で同ピクセル位置に血流の時
間変化情報が得られないため拍動性の評価が困難とな
る。

【００４５】そこで、如何にして血管の移動による影響
を回避するかが重要となる。ここでは、以下の３点によ
り血管の動きによる影響を低減する。第１に、血管の移
動の影響が小さくなるような極短い時間、すなわち少な
いフレーム数あるいはあまり隔たっていないフレーム間
で拍動性の評価を行う。前記した拍動性評価法に基づ
き、血流速度を利用して、フレーム間減算を行い、速度
の変化量を求める。ここで、出力される拍動性パラメー
タとしては速度の絶対的な変化量が有効と考えるので、
変化量の絶対値を求める。あるピクセルにおける現在の
フレームの血流速度をＶ０、相対的にｉ番目前のフレー
ムの血流速度をＶｉとすれば、拍動性パラメータを次の
式により計算する。

【００４６】

【数２】

【００４７】この拍動性パラメータの値は、拍動流で大
きく変化するので拍動性の指標となり、そのまま拍動性
パラメータとして用いても良い。但し、このパラメータ
値は絶対量であるために血流速度の大きさに依存する。
すなわち、例え定常流であっても絶対的な速度が大きい
場合、少しの揺らぎが生じてもパラメータ値は大きくな
り、絶対的な速度が小さい拍動流におけるパラメータ値
に比べ大きくなってしまうという問題が発生し得る。そ
こで新たに、前記パラメータを求める際に利用した２つ
の速度の平均値で除算し、規格化することによって前記
不都合を回避する。すなわち、拍動性パラメータを次の
式により求める方が好ましい。

【００４８】

【数３】

【００４９】なお、βは定数である。これにより、絶対
的な速度の影響が除去され、拍動流の拍動性にのみ依存
するパラメータ値となる。また、血管の動きによる影響
を極力避けるためには、時間経過の最も短い近隣又は隣
接する２又は数フレーム間で減算することで対応する
（ｉ＝１の場合に相当）。但し、求められた拍動性パラ
メータは、最終的にフレーム毎に更新されて逐次、画面
にカラー表示されるものとする。

【００５０】第２に、比較するフレーム間で血流速度が
観測されない場合、評価を行わない。すなわち、拍動性
は示さないようにする。なぜならば前述したように、フ
レーム間で同ピクセル上に血流が存在しない場合の多く
は極細い血管であり、このような先の細い血管内の血流
の拍動性が評価されなくても、その幹となる太い血流に
て拍動性が示されれば、血管構築の様子からその拍動性
を容易に推測ができるからである。但し、当然のことな
がら、そのフレームで存在する血流は拍動性の評価は受
けないもののパワー表示などにより画面に表示される。

【００５１】第３に、拍動性パラメータを求める場合の
入力となる血流平均速度を求める場合に自己相関係数の
空間平均を行う。これにより拍動性評価に用いる血流平
均速度の分布が空間的に広がるために、血管の移動をカ
バーできるようになり、細い血流に対しても拍動性の評
価が実施できる。

【００５２】ところで、図３（ａ）に示すような直交流
では、ＭＴＩフィルタ通過後のスペクトラム分布は図３
（ｂ）のようにほぼＤＣを挟んで周波数すなわち速度分
布が対称に広がっているので、ＣＦＭ処理系５の演算器
５Ｇで算出される平均速度はほぼ零となる。この場合、
拍動性パラメータは適切に評価できない。そこで、速度
の広がりも考慮し、平均速度の代わりに次の流速を適用
する。

【００５３】

【数４】

【００５４】但し、αは定数であり、本変換式では最高
流速を近似的に求めることになる。直交流は平均速度が
ほぼ零であったとしても、分散値が大きいために、上式
を適用することで拍動性の評価を効果的に実施できる。

【００５５】以上を考慮し、拍動性評価回路１０を図４
のように構成する。本回路は基本的に１フレーム周期分
の遅延回路として機能するフレームメモリ１０ｂと、減
算器１０ｄとを中心に構成される。ＣＦＭ処理系５の演
算回路５Ｇから入力してきた血流情報、すなわち平均速
度と分散とに基づいて、前述した直交流対策のために最
高速度演算器１０ａで最高速度が計算される。定数αは
事前に検討され、最適と判断された値を用いる。

【００５６】この最高速度Ｖ０と、フレームメモリ１０
ｂを経由した１フレーム前の最高速度Ｖ１とに基づい
て、フレーム間で同ピクセル位置に血流が存在している
かが判定器１０ｃにて判定される。存在しているのであ
れば、そのままＶ０とＶ１は判定器１０ｃをスルーさ
れ、その後の演算を行うかに関してＯＮ信号を与え、無
ければＯＦＦ信号を与え、この信号をもとにＯＦＦであ
れば最終的に処理値結果を零として出力する。

【００５７】減算器１０ｄでは、送られてきた最高速度
Ｖ０からＶ１を減算し、その絶対値｜Ｖ０−Ｖ１｜と、
Ｖ０とＶ１の値を規格化演算器１０ｅに渡す。規格化演
算器１０ｅでは、あらかじめ与えられた定数βに従っ
て、規格化のための演算を行い、その値を拍動性パラメ
ータとしてディジタルスキャンコンバータ６に出力す
る。

【００５８】本実施形態においては、血管の動きによる
影響を極力回避するため、隣合うフレーム間での評価を
行うとしてフレームメモリ１０ｂを１つだけ設置した
が、場合によってはフレームメモリ１０ｂを多段に連結
し、今のフレームのＶ０と、それより何フレーム前のＶ
１とを用いて拍動性パラメータを求めるかを自由に選択
できるようにしても良い。

【００５９】ところで、血管の移動の影響を低減するた
めの第３の手法に従い、ＣＦＭ処理系５の演算回路５Ｇ
は、図５（ａ）の如く構成する。なお、図５（ｂ）は従
来の演算回路５Ｇの構成である。本回路にて、自己相関
器５Ｇａから出力されるｃ０，ｃ１は自己相関係数で、

【００６０】

【数５】 と定義される。ここで、Ｎはデータ数、ＳｋはＭＴＩフ
ィルタ通過後の信号であり、＊は複素共役数を意味す
る。本実施形態の拍動性評価回路１０で利用する血流情
報は、平均速度と分散を用いて計算される速度なので、
平均速度演算器５Ｇｃおよび分散演算器５Ｇｄの前にそ
れぞれベクトル空間平均演算器５Ｇｅ，５Ｇｆを設け
る。但し、血流の存在を示すパワーについては空間平均
を行わず空間分解能を損なわないようにする。これによ
り拍動性評価に用いる血流速度又は分散の分布が空間的
に広がるために、血管の移動をカバーできるようにな
り、細い血流に対しても拍動性の評価が実施できる。

【００６１】ディジタルスキャンコンバータ６はフレー
ムメモリを有し、Ｂモード処理系４から入力する断層像
データと、ＣＦＭ処理系５から入力する血流情報と、拍
動性評価回路１０から入力する拍動性パラメータマップ
とを任意に組み合わせて２次元画像としてフレームメモ
リに記憶し、これらのデータをＴＶスキャン方式に合わ
せて直列信号に変換する。

【００６２】カラー処理部７はディジタルスキャンコン
バータ６からの血流に関するデータに対し、ルックアッ
プテーブルを使って色情報を割り当て、ＲＧＢ等の色信
号に変換して、カラーモニタ９に表示する。

【００６３】この表示法は、前述した血流の存在を示す
血流情報と拍動性パラメータ値の大きさを変数として、
それぞれの大きさに応じた色を与え、同時表示を行う。
通常血流の描出に有利とされる血流パワーによって血流
の存在領域を示す場合、図６（ａ）のように縦軸方向に
パワー値の大きさを変数とし、横軸方向には拍動パラメ
ータ値の大きさを変数とするカラーマップを用いる。例
えばパワー値に対しては基調の色として赤系の色を与
え、パワー値の大きさを輝度に割り当てる。つまり、パ
ワー値が大きくなるにつれて徐々に明るい赤色に、逆に
小さくなるにつれて徐々に暗い赤色になる。

【００６４】一方、拍動性パラメータに対しては黄系の
色を与え、パラメータ値が大きい、すなわち拍動性が高
ければ、その値に応じて黄系の色を与える。これによ
り、基本的に血流のあるところは、赤系の色で表示され
るが、拍動流であれば拍動性パラメータの大きさに応じ
て黄色を呈するので、拍動流、定常流の識別がリアルタ
イムで、２次元的に容易に識別できる。但し、Ｓ／Ｎの
悪い血管では、ノイズによる影響が支配的になるので、
例えば定常流であっても速度分布がフレーム間でばらつ
く。

【００６５】そのため、前記拍動性評価回路１０におい
て拍動流、定常流を評価することは極めて困難となり、
誤って拍動性を表示する場合が生じる。そこで、表示法
としてはパワー値が低い場合には、血流の拍動性、定常
性は評価しないようにカラーマップを図６（ｂ）のよう
に工夫する。すなわち、パワー値と拍動性パラメータ値
との同時表示はするが、パワー値が低いほど拍動性を示
す色になりにくくする。これは、血管の動きにより拍動
性パラメータが適切に評価できないような細い血流、す
なわちパワーの小さい血流に対しても効果的である。

【００６６】これにより、拍動性、定常性の評価が困難
な細い支流の血流では拍動性を示す色が表示されなくて
も血流の存在は示され、その本流となるより太い血流に
おいて拍動性、定常性が識別できるので、結局それにつ
ながる細い血流の拍動性、定常性を術者は容易に推定で
きる。更に、パワーに関しては、フレーム相関をかけて
Ｓ／Ｎを高め、血流描出能を向上させた像を用いて拍動
性パラメータと同時表示させれば、より効果的である。
また、心電同期をとり、拍動性が高くなる心収縮期にゲ
ートをかけて、その時相のみの拍動性を評価し、他の時
相での血管移動による不適切な評価が起こらないように
しても良い。

【００６７】ここで、図７に示すように、拍動性パラメ
ータの安定性をはかるため、拍動性評価回路１０に拍動
性パラメータのフレーム間平均を行う構成を追加するの
が好ましい。規格化演算器１０ｅで出力される拍動性パ
ラメータに対し、１フレーム周期分の遅延回路として機
能するフレームメモリ１０ｆを設ける。１フレーム前に
求められた拍動性パラメータと、最新の拍動性パラメー
タとを、平均演算器１０ｇにより平均化する。拍動性パ
ラメータが平均化されることで、血管の移動や他の変動
要素による影響を抑え、変動の影響の少ない太い血管系
では、より安定して拍動性が表示され、拍動性の有無が
誤評価された場合でも平均化により打ち消す方向に働
く。なお、パラメータ平均に用いるフレーム数は、２フ
レームに限定されるわけではなく、近隣する数フレーム
を用いても良い。この場合、フレームメモリは増設され
る。但し、フレーム数を増やすと血管の動きの影響を受
けやすくなるので、あまり多くすべきではない。本発明
は、上述した実施形態に限定されることなく、種々変形
して実施可能である。

【００６８】

【発明の効果】本発明によれば、血流描出能の高い血流
のパワー情報に拍動性情報を２次元的にカラー表示する
ことで、リアルタイムで２次元的に血流の存在に加え、
血流の拍動性、定常性を識別することが容易になる。そ
の結果、術者の負担が軽減でき、検査時間が短縮でき
る。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の一実施形態に係る超音波ドプラ診断装
置の構成を示すブロック図。

【図２】拍動流と定常流との平均速度の時間変化の一例
を示す図。

【図３】直交流とそのＭＴＩフィルタ通過後の血流成分
のスペクトラムの一例を示す図。

【図４】図１の拍動性評価回路の構成を示すブロック
図。

【図５】図１の演算回路の構成を従来と比較して示すブ
ロック図。

【図６】図１のカラー処理部に装備される２種類のカラ
ーマップを示す図。

【図７】図１の拍動性評価回路の他の構成を示すブロッ
ク図。

【図８】従来の超音波ドプラ診断装置の構成を示すブロ
ック図。

【符号の説明】

１…超音波プローブ、 ２…送信回路、 ２Ａ…パルス発生器、 ３…受信回路、 ４…Ｂモード処理系、 ５…ＣＦＭ処理系、 ５Ａ…ミキサ、 ５Ｂ…発振器、 ５Ｃ…π／２移相器、 ５Ｄ…ローパスフィルタ、 ５Ｅ…アナログディジタルコンバータ、 ５Ｆ…ＭＴＩフィルタ、 ５Ｇ…演算回路、 ５Ｇａ…自己相関器、 ５Ｇｂ…パワー演算器、 ５Ｇｃ…平均速度演算器、 ５Ｇｄ…分散演算器、 ５Ｇｅ…ベクトル空間平均演算器、 ５Ｇｆ…ベクトル空間平均演算器、 ６…ディジタルスキャンコンバータ、 ７…カラー処理部、 ８…ディジタルアナログコンバータ、 ９…カラーモニタ、 １０…拍動性評価回路、 １０ａ…最高速度演算器、 １０ｂ…フレームメモリ、 １０ｃ…判定器、 １０ｄ…減算器、 １０ｅ…規格化演算器。

Claims (11)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 被検体に超音波パルスを送受波して得ら
   れたエコー信号を位相検波してドプラ信号を検出し、検
   出したドプラ信号からＭＴＩフィルタによってクラッタ
   成分を除去して血流成分を抽出し、その血流成分に基づ
   いて血流情報を表示する超音波ドプラ診断装置におい
   て、前記抽出された血流成分に基づいて血流の拍動性を
   フレーム毎に評価する拍動性評価手段と、評価された拍
   動性パラメータに基づいて血流情報を表示する手段とを
   具備したことを特徴とする超音波ドプラ診断装置。
2. 【請求項２】 前記拍動性評価手段は、前記拍動性パラ
   メータに含まれる血管の移動に起因する誤差成分を低減
   する手段を有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。
3. 【請求項３】 前記拍動性評価手段は、近隣する数フレ
   ーム間の血流情報を用いて演算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。
4. 【請求項４】 前記拍動性評価手段は、近隣する数フレ
   ーム間で血流速度を減算する手段を有することを特徴と
   する請求項１記載の超音波ドプラ診断装置。
5. 【請求項５】 前記拍動性評価手段は、近隣する数フレ
   ーム間で血流速度を減算し、その減算値を規格化する手
   段を有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。
6. 【請求項６】 前記拍動性評価手段は、近隣する数フレ
   ーム間で同ピクセル位置に血流が存在するか否かを判定
   する手段と、近隣する数フレーム間で同ピクセル位置に
   血流が存在するとき、近隣する数フレーム間で血流速度
   を減算する手段とを有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。
7. 【請求項７】 前記拍動性評価手段は、近隣する数フレ
   ーム間で血流速度を減算する手段と、その減算値をフレ
   ーム間で平均化する手段とを有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。
8. 【請求項８】 前記血流成分の自己相関係数をベクトル
   空間で平均化する手段を前記拍動性評価手段の前処理と
   してさらに備えた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。
9. 【請求項９】 前記拍動性評価手段は、前記血流成分か
   ら求めた血流速度と分散との両方を用いて血流の最高速
   度を演算する手段と、近隣する数フレーム間の最高速度
   に基づいて拍動性を評価する手段とを有することを特徴
   とする請求項１記載の超音波ドプラ診断装置。
10. 【請求項１０】 前記拍動性パラメータと血流のパワー
    値とに基づいて色相を割り当てる手段をさらに備えるこ
    とを特徴とする請求項１記載の超音波ドプラ診断装置。
11. 【請求項１１】 前記色相割当手段は、血流のパワー値
    が小さいほど拍動性パラメータの固有色を淡くすること
    を備えることを特徴とする請求項１０記載の超音波ドプ
    ラ診断装置。