JPH11342130A - 超音波高調波ドップラ―画像処理装置 - Google Patents

超音波高調波ドップラ―画像処理装置

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JPH11342130A
JPH11342130A JP11134118A JP13411899A JPH11342130A JP H11342130 A JPH11342130 A JP H11342130A JP 11134118 A JP11134118 A JP 11134118A JP 13411899 A JP13411899 A JP 13411899A JP H11342130 A JPH11342130 A JP H11342130A
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Marshall Taylor Robinson
マーシャル・テイラー・ロビンソン
Thanasis Loupas
タナシス・ルーパス
Roy Beck Peterson
ロイ・ベック・ピーターソン
Patrick R Pesque
パトリック・ルネ・ペスク
Helen F Routh
ヘレン・エフ・ルース
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Abstract

(57)【要約】 【解決手段】 体内に基本周波数を含む超音波信号周波
数帯域を発信し、該発信信号周波数に応答して戻る該基
本周波数の高調波を含む超音波信号周波数帯域を受信す
るプローブ、該受信高調波信号を処理するドップラープ
ロセッサ、該ドップラー処理された高調波信号を空間基
準で表示する表示装置、以上の要素を有する体内の動い
ている組織と血流を画像処理する超音波診断画像処理装
置。 【効果】 冠状動脈などの体内の特定領域や、鼓動する
心臓の動いている心壁のような体内組織の運動や血流の
測定および表示を効果的に実施可能とした。組織からの
高レベルのドップラー高調波信号は、心室血流から心壁
組織の分割を容易にし、心壁のより正確な視覚化を可能
にする。基本周波数波が脂肪質組織を通るときの音速の
変化に起因する散乱も、大きく減少した。

Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、体内の動いている
組織や体液の非侵襲的画像処理に関し、特に、発信した
超音波に対する非線形応答のドップラー処理による、血
流と動いている組織の超音波画像処理に関する。
【０００２】
【従来の技術および発明が解決しようとする課題】超音
波が体内に発信され、通過するとき、身体との相互作用
により、信号中に非線形現象を生じさせる。基本発信周
波数の高調波周波数を含むこれらの非線形信号成分は、
基本周波数信号と同様に、組織と血球から反射され、反
射波が検出され、超音波画像が形成される。「発信周波
数と異なる応答周波数の超音波診断画像処理」なる名称
の米国特許出願第９４３,５４６号に説明されているよ
うに、画像処理に有益に使用することができる非線形信
号成分には多くの特性がある。これらの特徴には、非線
形または高調波ビームにおけるサイドローブレベルの低
下、および非線形信号成分は発信されていないが身体内
通過の間に生ずるという事実がある。
【０００３】本発明者らは、ある特定の臨床画像処理の
応用において、非常に望ましい結果を引き起こしうる、
これらの非線形または高調波エコー信号のさらなる特徴
を見出した。本発明者らは、高調波エコー信号が、発信
された信号の効果的歪みであるにもかかわらず、ドップ
ラー処理することができ、周波数シフト、速度、ドップ
ラーパワーおよび分散（variance）を示すドップラーシ
フト信号を与えることを見出した。
【０００４】表面上、高調波信号に影響を与える物理学
上の２つの法則がこの発見を妨げていた。１つは高調波
信号の振幅、あるいは強度、が基本信号のものより小さ
く、基本周波数信号よりも、高調波信号はより小さな信
号対雑音特性を与えることである。もう１つは、超音波
が体内を通過するとき、超音波が深さ依存周波数減衰す
るということである。高調波周波数信号は、基本発信周
波数の倍数となるので、それらはこれらの原則の適用を
受けて、より低い振幅で生じ、より低い基本周波数より
さらに急速に体内の通過により減衰しがちである。これ
は、高調波周波数のドップラーの使用による体内のより
深い部分での血流特性の測定能力を制限するように思わ
れる。
【０００５】
【課題を解決するための手段】本発明によると、本発明
者らは、冠状動脈などの体内のある特定領域や、鼓動す
る心臓の動いている心壁のような体内組織の運動や血流
の測定および表示に、ドップラー処理高調波信号を有効
に使用することができることを見出した。体表面にこれ
ら冠状動脈が近接しており、十分に診断用高調波ドップ
ラー信号の受信を可能にするので、左心室冠状動脈の血
流は高調波画像処理によく適合している。組織からのよ
り強い高調波の反射は、血流からの通常のドップラー反
射と比較して、体内で長い距離を通過後においても、そ
れらの検出可能性を延長させる初期強度で得られる。組
織からのより高レベルのドップラー高調波信号も、心室
血流から心壁組織の分割を容易にし、心壁のより正確な
視覚化を可能にする。組織通過後にのみ、非線形成分の
発生は、経胸腔的な心臓の画像処理において問題となる
肋骨からの散乱を減少させる。基本波が脂肪質組織を通
るときの音速の変化に起因する散乱も、ドップラー処理
高調波信号の使用により大きく減少する。
【０００６】図面中、図１は、本発明原理により構成さ
れた超音波診断画像処理装置のブロック図である；図２
は、組織と血流のドップラー信号の周波数帯域を説明し
ている；図３は、組織と血流のドップラー信号の相対的
な振幅を示す；そして図４は、高調波ドップラー組織お
よび血流信号の多変量分割を示す。
【０００７】
【発明の実施の態様】最初に図１を参照すると、本発明
原理により構成された超音波診断画像処理装置がブロッ
ク図により示されている。プローブあるいは走査ヘッド
１０は、体内に基本的周波数ftrを含む周波数範囲の超
音波を発信し、体内の血球と組織から返されたエコーを
受信する変換器アレー１２を有する。発信周波数ftrと
超音波発信のタイミングは、発信周波数制御器１４によ
り制御される。発信波形と受信エコー信号は、発信／受
信スイッチ１６により、変換器アレーにそして変換器ア
レーから転送される。Ｔ／Ｒスイッチ１６は、受信エコ
ー信号をアナログ・デジタル（Ａ／Ｄ）変換器１８に転
送し、受信エコー信号を、受信信号の帯域幅に適当なサ
ンプリング周波数ｆｓで受信信号をサンプリングするこ
とにより、デジタル信号試料に変換する。デジタル信号
は、ビーム形成器２０に転送され、デジタルコヒーレン
トエコー信号を形成する。発信周波数制御器、Ｔ／Ｒス
イッチ、Ａ／Ｄ変換器およびビーム形成器の動作は、ビ
ーム形成器制御器２２により調整されている。
【０００８】コヒーレントエコー信号は、加算器３２を
経由して正規化回路３４に転送される。同じくラインバ
ッファ３０も加算器３２に転送される。ラインバッファ
と加算器は、以下により詳細に説明するように、パルス
反転技術により、受信エコー信号の高調波信号成分を分
離するのに使用される。正規化回路は、デジタル乗算器
を使用して、係数シーケンスにより受信信号の利得を変
えて、エコーがより深い所から受信されるにつれて、変
換器開口を動的に変化させるよう補正する。正規化回路
３４の出力は直交帯域通過フィルタ（ＱＢＰ）３６の入
力に転送される。直交帯域通過フィルタは３つの機能を
提供する、即ち、ＲＦエコーデータの帯域制限、走査線
データの相内および直交対(in-phase and quadrature p
airs)の作成、およびエコー信号を、周波数の中間もし
くはベースバンド領域へのデジタル的な復調、である。
ＱＢＰは、２つの別個のフィルタからなり、１つは相内
試料（Ｉ）を形成し、他方は直交試料（Ｑ）を形成し、
それぞれのフィルタは、多数の乗算器ーアキュムレータ
（ＭＡＣｓ）により形成され、ＦＩＲもしくはＩＩＲフ
ィルタを実行する。正規化回路とＱＢＰの特性は、係数
メモリ３８により供給された係数により決定される。
【０００９】高調波エコー信号は、Ｂモードプロセッサ
４０とドップラープロセッサ５０に転送される。Ｂモー
ドプロセッサ４０において、高調波エコー信号は下式の
平方則(square law)検出器４２により検出される。
【００１０】
【数１】
【００１１】検出されたグレースケール信号は次いで４
４で、対数圧縮その他のダイナミック・レンジとノイズ
レベル調整など、グレースケール処理される。グレース
ケール信号は、グレースケールマッピング回路４６によ
り所望の表示範囲と画像方式にマッピングされる。
【００１２】本発明によると、高調波（非線形）エコー
信号がドップラー処理され、周波数（速度）、ドップラ
ーパワー（強度）、加速度(acceleration)あるいは分散
(variance)などのドップラーシフト特性が得られる。ド
ップラープロセッサ５０は、同じ空間位置からの２また
はそれ以上の受信高調波エコーシーケンスの集合を処理
し、ドップラー位相もしくは周波数シフトを計測する。
ドップラープロセッサは高速フーリエ変換（ＦＦＴ）あ
るいは自己相関見積器(estimator)５４により、ドップ
ラーシフトを計算することができる。合衆国特許５,７
１８,２２９に記載されているように、見積器５４は動
いている目標表示器から構成してもよい。好ましくはド
ップラー見積器は、合衆国特許５,３８６,８３０に記載
されるように、時間と空間の両方において自己相関を実
行する２次元自己相関を採用する。２次元自己相関は、
正確で、高解像度のドップラーシフト計算を実施するこ
とが見出された。ドップラー見積器はドップラー方程式
中の２ｆtrの範囲の高調波参照周波数を使用して動作す
る。すなわち、下式のドップラー方程式が使用される。
【００１３】
【数２】
【００１４】ここに、
【００１５】
【数３】
【００１６】高調波エコー信号は、バス９０、またはウ
ォールフィルタ５２を通じた、２つの経路によりドップ
ラー見積器５４に転送される。使用者が血流情報の処理
と表示のみを希望するとき、ウォールフィルタ５２は、
広帯域高調波エコー信号から、低周波数組織信号成分を
除去する。使用者が動いている組織あるいは動いている
組織と血流の両方の画像処理を希望するとき、ウォール
フィルタはバイパスされ、そしてバス９０上のろ過され
ていない高調波信号を使用してドップラー計算がなされ
る。
【００１７】ウォールフィルタ５２の作用は図２の通過
帯域により説明され、それはドップラー見積器５４の速
度／周波数の目盛りで描かれている。右の通過帯域１０
４は、通常ドップラー周波数が血流速度に対応する、５
０ヘルツから５００ヘルツの遮断(cutoff)周波数または
速度（ｆc／Vc）以上の高周波数通過帯域である。高調
波色流れ画像処理のために、ウォールフィルタは、血流
の色流れ画像処理において、散乱と見なされるであろう
この血流信号通過帯域１０４以下の信号の除去に使用さ
れる。高調波ドップラー組織画像処理において、ウォー
ルフィルタ５２はバイパスされ、組織と血液細胞の両方
から生じているそれら全ての受信信号をドップラー処理
する。組織から戻ったエコーは通常、５０−５００Hzの
遮断以下の、より低い周波数通過帯域１０２に見出され
る。
【００１８】本発明のさらなる特徴は、ただ高調波組織
運動あるいは高調波血流情報だけの分割が望まれると
き、分割(segmentation)プロセッサ５６がドップラー見
積器５４に続いて使用される。分割プロセッサは、図２
が示すように組織運動は血流より通常低い周波数／速度
であり、図３が示すように、組織から戻るドップラー信
号１１２，１１４の強度は、血流から戻るドップラー信
号１１６,１１８,１２０よりも通常大きな強度あるいは
振幅であるという原則に従って動作する。これらの原則
は分割プロセッサ５６の応答特性を形成するために使用
され、図４に示されるように現わすことができる。この
図は、ドップラー信号振幅と速度／周波数領域における
２つの境界線１３２と１３４を示す。下境界線１３４
は、通常雑音と見なされる低振幅信号であり、表示され
ない。上境界線１３２の上は、通常組織信号と見なされ
る高振幅で低周波数のドップラー信号である。２つの境
界線の間は、通常血流信号と見なされるより低いレベ
ル、高周波数のドップラー信号である。組織運動だけの
画像を表示するときは、例えば、上境界線１３２の上の
信号のみが画像に使用される。血流の色流れ画像が希望
されるとき、境界線１３２と１３４の間の信号のみが使
用される。このようにして分割プロセッサ５６は、血流
と組織信号を互いから、そして騒音から分離する。
【００１９】好適例において境界線１３２と１３４は、
固定された静的な閾値ではなく、処理される画像位置
（画素）と同じまたは隣接するグレースケール情報の存
在又は不存在など、ドップラー周波数および信号振幅に
加わる他のデータに依存する基準により、対応して決定
される。このようにして「ファジー論理」が、境界近傍
における信号の性質の決定に使用される。
【００２０】分割された高調波血流または組織信号、あ
るいは組織と血流高調波信号の両方の全帯域幅が、色マ
ップ５８によりある範囲の色値にマッピングされ、それ
は、もし必要ならば、所望の画像方式への走査変換を含
むことができる。高調波ドップラー信号の色マップは、
次いでビデオプロセッサ７０によりグレースケールマッ
プ上に重ねることができる。代わりに、カラーマップ信
号は各画素基準でグレースケールマップ値と混合される
ことができる。例えば、１つの色画素が対応するグレー
スケールの画素の明度により明るくされ、あるいはグレ
ースケール画素が、その色画素の陰影に対応して２つを
混合し、わずかに彩色することができる。
【００２１】所望により、動いている組織または血流の
色マップも単独で表示することができる。さらなる選択
肢は、グレースケールまたは色マップ、または両方のシ
ーケンスを３Ｄプロセッサ６０により三次元的に処理す
ることである。合衆国特許５,４７４,０７３と５,４８
５,８４２に記載された技術を使用して高調波血流だけ
の３Ｄ表現を実行することができ、あるいは合衆国特許
５,６６９,３８５と５,７２０,２９１の技術を使用し
て、高調波の色とグレースケールの両方の結合３Ｄ画像
を形成することができる。
【００２２】高調波あるいは基本的グレースケール画像
のいずれかと、高調波の色マップを重ねるか、あるいは
混合することも可能である。基本周波数帯域または高調
波周波数帯域における受信エコーは、グレースケールプ
ロセッサに送られ、高調波の組織または色流れ情報と共
に処理され表示される。これを達成する１つの方法は、
グレースケール発信パルスとドップラー発信パルスとを
交互配置し、所望の周波数帯域でグレースケールエコー
を受信することである。もう１つの方法は、パルス反転
あるいは平行あるいは時間多重送信フィルタにより、基
本と高調波の周波数帯域を分離し、次いで基本帯域信号
をグレースケールプロセッサ４０に送り、そして高調波
信号をドップラープロセッサ５０に送ることである。
【００２３】さらにもう１つの処理と表示の形態が、高
調波色Ｍモード表示である。この技術において、高調波
ドップラー信号の集合が同じ空間ラインの位置から連続
的に取得され、ドップラー処理され、時間の関数として
表示される。使用者は表示されるラインの位置で長い時
間にわたって血流または組織の運動の変化を識別するこ
とができる。合衆国特許出願０８／８５８,１７２に記
載されるように、これも同じ空間位置で高調波ドップラ
ー情報のフレームを取得し、そして３Ｄプロセッサ６０
で三次元的にフレームを表示することにより、３次元的
に実施することができる。
【００２４】上記のとおり、基本と高調波の信号と周波
数帯域を分離するのに、２つの好適な技術がある。１つ
はパルス反転技術であり、合衆国特許５,７０６,８１９
に記載されているように、２つのラインが同じ空間位置
で取得され、微分される。２つのラインは、反対位相の
発信波形から取得される。最初のラインはラインバッフ
ァ３０に記憶され、次いで２番目のラインが加算器３２
で受信されると、空間基準で２番目のラインに加算され
る。２つの受信信号は、反対位相で発信された信号から
のものであるから、基本成分は反対位相であり、消去さ
れる。より高次の高調波成分は、二次関数であるから、
消去されることなく、加算的に結合される。従って、基
本信号は排除され、高調波信号は増強され、次の高調波
信号処理のための高調波信号成分を残す。
【００２５】勿論もし２つのラインの信号が加算される
よりむしろ減算されるならば、基本成分が増強され、高
調波成分は消去され、高調波成分のない次の処理のため
の基本信号が残される。
【００２６】基本と高調波の帯域を分離する２番目の方
法はデジタルフィルタ処理による。図１の例においてこ
れを実行する好適な方法は、信号の全受信通過帯域がＱ
ＢＰ３６に与えられるように、ラインバッファ３０をバ
イパスすることである。ＱＢＰが、高調波通過帯域を定
義するＦＩＲまたはＩＩＲフィルタとして動作するよう
に、ＱＢＰ３６の係数が選択される。従って、ＱＢＰは
本質的に基本周波数帯域を排除し、次の高調波信号処理
と表示のための高調波信号成分を残す。ビデオプロセッ
サにより作成された信号は、画像表示装置８０上に表示
される。
【００２７】高調波ドップラー画像処理は多くの診断用
途に好適であることが見出されている。超音波診断技師
が動いている心内膜を識別しようとするとき、肋骨から
の反響および心室内の血流から戻るエコーは散乱として
観察される。ドップラー処理と組織信号の分割による動
いている組織からの高調波信号のみからの画像の形成
は、超音波診断技師が拍動する心臓内部の微妙な組織を
視覚化することをより可能にする。さらにドップラープ
ロセッサが高調波信号を処理することによって、基本周
波数心臓画像処理において共通する肋骨の反響によるク
ラッタもしくは曇り(haze)は実質的に解消され、肋骨の
反響は近接領域で発生し、非常に低い非線形または高調
波虚像を有する。これは非線形信号成分は、近接領域を
越えてから発生が始まるにすぎないという事実に大きく
起因する。同様に、皮下脂肪組織を通過する行程におけ
る超音波速度の相違による散乱は、高調波ドップラー処
理の使用により大きく排除される。高調波組織信号は、
深さに依存する減衰を考慮したとしても、本発明の具体
例においては十分に通常の雑音水準を越えるので、胸腔
中央の心壁などの深部の構造は、容易にドップラー処理
され画像処理することができるが、多くの血流信号では
そうはいかないであろう。より高レベルの高調波組織信
号は、高調波血流信号とその他の低レベルの雑音から高
調波組織信号を分離する容易な方法を提供する。
【００２８】ドップラー処理された高調波信号は、より
高い周波数を含むため、基本周波数のそれらの対応物よ
りも、より大きい解像度を示す。これは、本発明の具体
例が、基本周波数で動作する同じ装置と比較して、同じ
パルス繰り返し周波数（ＰＲＦ）においてより良いドッ
プラー解像度を示すことを意味している。ＰＲＦが一定
であるとき、ドップラー検出範囲への影響は、速度範囲
の上限を半減させ、２０センチメートル／秒の最高速度
を有する基本周波数ドップラー範囲は、１０センチメー
トル／秒を上限とする範囲の高調波ドップラー操作とな
るであろう。これは装置を高調波組織ドップラー画像処
理に良く適合させ、そこでは速度は血流用途でよりも低
いと予測される。
【００２９】本願原理はスペクトルドップラーにも適用
することができる。高調波ドップラー信号の集合は、連
続的に同じ試料容積から取得することができ、ドップラ
ー処理され、同じ試料容積位置で生じる速度の瞬間スペ
クトルを表示するスペクトルラインを生じさせる。スペ
クトルラインは時間と共に掃引またはスクロール表示さ
れ、心臓鼓動周期の変化する効果と共に血流速度変化の
情報を提供する。
【００３０】本発明は超音波高調波ドップラー画像処理
に関し、要約すると、基本周波数信号を体内に発信し、
該発信から戻る高調波（非線形）エコーを受信する、超
音波診断画像処理装置と方法が開示される。高調波エコ
ー信号はドップラー処理され、表示される。高調波ドッ
プラー信号は単独で、あるいは基本周波数または高調波
グレースケール画像と結合して表示することができる。
好適具体例において、動いている組織から戻る高調波信
号は、強度または周波数基準で分離され、表示される。
本発明装置と方法は、近接領域における構造または組織
からの画像散乱により実質的に隠蔽されない動いている
組織の高解像度の超音波画像を提供する。
【００３１】本発明の主たる態様を以下に示す。 １．基本周波数を含む超音波信号周波数帯域を体内に発
信し、該発信信号周波数に応答して戻る、該基本周波数
の高調波を含む超音波信号周波数帯域を受信する段階、
該受信高調波信号をドップラー処理する段階、そして該
ドップラー処理した高調波信号を空間基準で表示する段
階、以上の段階からなる体内の動いている組織および血
流の画像処理方法。２．さらに、該基本周波数範囲を実
質的に除外した、該高調波周波数範囲を通過させる段階
からなる上記１の方法。３．該受信高調波信号が、動い
ている組織から受信されたものであり、ここに、表示す
る段階が空間基準でドップラー処理された高調波組織信
号を表示する段階である上記１の方法。４．さらに、高
調波血流信号を実質的に除外して、高調波組織信号を通
過させる段階からなる上記３の方法。５．該ドップラー
処理された高調波組織信号が、当該高調波血流信号より
も、より低周波数でより高振幅を示す上記４の方法。
６．当該高調波組織信号が、周波数基準で当該高調波血
流信号から分割される上記５の方法。７．当該高調波組
織信号が、強度あるいは振幅基準で当該高調波血流信号
から分割される上記５の方法。８．当該空間基準が２つ
の次元を含む上記１の方法。９．当該空間基準が３次元
からなる上記１の方法。１０．該受信する段階が、同じ
空間位置からの高調波信号の集合を受信する段階からな
り、そしてここにドップラー処理する段階が、当該信号
の集合をドップラー処理する段階である上記１の方法。
【００３２】１１．体内に基本周波数を含む超音波信号
周波数帯域を発信し、該発信信号周波数に応答して戻る
該基本周波数の高調波を含む超音波信号周波数帯域を受
信するプローブ、該受信高調波信号を処理するドップラ
ープロセッサ、該ドップラー処理された高調波信号を空
間基準で表示する表示装置からなる、体内の動いている
組織と血流の画像処理をする超音波診断画像処理装置。
１２．さらに、基本信号周波数を実質的に除外して、高
調波信号周波数を通過させるフィルタからなる上記１１
の超音波診断画像処理装置。１３．さらに、動いている
組織から発生する高調波信号を実質的に除外して血流か
ら発生する高調波信号を通過させる分割回路からなる上
記１１の超音波診断画像処理装置。１４．さらに、血流
から発生する高調波信号を実質的に除外して、動いてい
る組織から発生する高調波信号を通過させる分割回路か
らなる上記１１の超音波信号画像処理装置。１５．該分
割回路が、周波数基準で血流信号から動いている組織信
号を分割する上記１４の超音波診断画像処理装置。１
６．該分割回路が、強度基準で血流信号から動いている
組織信号を分割する上記１４の超音波診断画像処理装
置。
【００３３】１７．体内に基本周波数を含む超音波信号
周波数帯域を発信する段階、該発信に応答して戻った、
該基本周波数の高調波を含む超音波信号周波数帯域を受
信する段階、該受信高調波信号の少なくともいくらかを
グレースケール処理する段階、該受信高調波信号の少な
くともいくらかをドップラー処理する段階、グレースケ
ール高調波信号を、ドップラー高調波信号と結合させた
画像を形成する段階、および該画像を表示する段階、か
らなる体内の動いている組織と血流の画像処理方法。１
８．該ドップラー高調波信号を、グレースケール高調波
信号画像に重ねる上記１７の方法。１９．該ドップラー
高調波信号が空間基準でグレースケール高調波信号と混
合される上記１７の方法。２０．該画像が３次元的に形
成される上記１７の方法。２１．体内に基本周波数を含
む超音波信号周波数帯域を発信する段階、該発信信号周
波数に応答して戻る、該基本周波数と該基本周波数の高
調波を含む、超音波信号周波数帯域を受信する段階、該
受信基本周波数信号の少なくともいくらかをグレースケ
ール処理する段階、該受信高調波信号の少なくともいく
らかをドップラー処理する段階、グレースケール基本周
波数信号をドップラー高調波信号と結合した画像を形成
する段階、該画像を表示する段階、以上の段階を有する
体内の動いている組織と血流の画像処理方法。２２．該
ドップラー高調波信号を、グレースケール基本周波数信
号画像に重ねる上記２１の方法。２３．該ドップラー高
調波信号が、空間基準でグレースケール基本周波数信号
と混合される上記２１の方法。２４．該画像が３次元的
に形成される上記２１の方法。
【００３４】２５．体内に、基本周波数を含む超音波信
号周波数帯域を発信し、該発信信号周波数に応答して戻
る、該基本周波数の高調波を含む、超音波信号周波数帯
域を受信するプローブ、該プローブにより受信された信
号を処理して、グレースケール信号を作成するグレース
ケールプロセッサ、該受信高調波信号を処理し、高調波
ドップラー信号を作成するドップラープロセッサ、グレ
ースケール信号と高調波ドップラー信号を結合した画像
を形成する結合回路、該画像を表示する表示装置、以上
を有する体内の動いている組織と血流を画像処理する超
音波診断画像処理装置。２６．該グレースケール信号が
高調波グレースケール信号である上記２５の超音波診断
画像処理装置。２７．該グレースケール信号が基本周波
数グレースケール信号である上記２５の超音波診断画像
処理装置。２８．該結合回路が、グレースケール信号マ
ップを高調波ドップラー信号マップに重ねる上記２５の
超音波診断画像処理装置。２９．該結合回路が、グレー
スケール信号マップを高調波ドップラー信号マップと混
合する上記２５の超音波診断画像処理装置。３０．さら
に該受信信号から該基本周波数の高調波を含む周波数帯
域を分離するフィルタからなる上記２５の超音波診断画
像処理装置。３１．該フィルタがプログラム可能デジタ
ルフィルタからなる上記３０の超音波診断画像処理装
置。３２．該フィルタがパルス反転回路からなる上記３
０の超音波診断画像処理装置。３３．さらに高調波血流
ドップラー信号から高調波組織ドップラー信号を識別す
る分割プロセッサからなる上記２５の超音波診断画像処
理装置。３４．該分割プロセッサが、振幅、周波数、ま
たはそれら両方を基準に高調波血流ドップラー信号から
高調波組織ドップラー信号を識別する上記３３の超音波
診断画像処理装置。３５．該分割プロセッサが、ファジ
ー論理を利用して、高調波血流ドップラー信号から高調
波組織ドップラー信号を識別する上記３３の超音波診断
画像処理装置。３６．体内に基本周波数を含む超音波信
号周波数帯域を発信し、該発信信号周波数に応答して戻
った、該基本周波数の高調波を含む超音波信号周波数帯
域を受信するプローブ、該受信高調波信号を処理し、高
調波ドップラー信号を作成するドップラープロセッサ、
該高調波ドップラー信号からカラーＭモード表示ライン
を形成するＭモードプロセッサ、該高調波カラーＭモー
ドラインを表示する表示装置、以上の要素を有する体内
の動いている組織と血流を画像処理する超音波診断画像
処理装置。
【００３５】
【発明の効果】ドップラー処理高調波信号を使用して、
冠状動脈などの体内の特定領域や、鼓動する心臓の動い
ている心壁のような体内組織の運動や血流の測定および
表示を可能にする。組織からのより強い高調波の反射
は、それらの検出可能性を延長させる初期強度で得るこ
とができる。さらに組織からのより高レベルのドップラ
ー高調波信号も、心室血流から心壁組織の分割を容易に
し、心壁のより正確な視覚化を可能にする。基本波が脂
肪質組織を通るときの音速の変化に起因する散乱も、ド
ップラー処理高調波信号の使用により大きく減少する。
【図面の簡単な説明】
【図１】 本発明原理により構成された超音波診断画像
処理装置のブロック図である。
【図２】 組織と血流のドップラー信号の周波数帯域を
説明している。
【図３】 組織と血流のドップラー信号の相対的な振幅
を示す。
【図４】 高調波ドップラー組織および血流信号の多変
量分割を示す。
【符号の説明】
１０・・・・・走査ヘッド、１２・・・・・変換器アレー、１４・・
・・・発信周波数制御器、１６・・・・・Ｔ／Ｒスイッチ、１８
・・・・・Ａ／Ｄ変換器、２０・・・・・ビーム形成器、２２・・・・
・ビーム形成器制御器、３０・・・・・ラインバッファ、３２
・・・・・加算器、３４・・・・・正規化回路、３６・・・・・ＱＢ
Ｐ、３８・・・・・係数メモリ、４０・・・・・Ｂモ−ドプロセッ
サ、４２・・・・・平方則検出器、４４・・・・・グレースケール
処理器、４６・・・・・グレースケールマッピング回路、５
０・・・・・ドップラープロセッサ、５２・・・・・ウォールフィ
ルタ、５４・・・・・ドップラー見積器、５６・・・・・分割プロ
セッサ、８０・・・・・表示装置
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 アリーン・ロール・クライトン アメリカ合衆国98102ワシントン州、シア トル、205、ベルモント・アベニュー・イ ースト、309番 (72)発明者 マーシャル・テイラー・ロビンソン アメリカ合衆国98290ワシントン州、スノ ホミッシュ、第105アベニュー、サウスイ ースト、17919番 (72)発明者 タナシス・ルーパス アメリカ合衆国98102ワシントン州、シア トル、フェアビュー・アベニュー・イース ト、2328番 (72)発明者 ロイ・ベック・ピーターソン アメリカ合衆国98053ワシントン州、レド モンド、第209アベニュー・ノースイース ト、9120番 (72)発明者 パトリック・ルネ・ペスク アメリカ合衆国98011ワシントン州、ボゼ ル、第102アベニュー・ノースイースト、 17300番 (72)発明者 ヘレン・エフ・ルース アメリカ合衆国98105ワシントン州、シア トル、第29アベニュー・ノースイースト、 5532番

Claims (18)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 体内に基本周波数を含む超音波信号周波
    数帯域を発信し、該発信信号周波数に応答して戻る該基
    本周波数の高調波を含む超音波信号周波数帯域を受信す
    るプローブ、 該受信高調波信号を処理するドップラープロセッサ、 該ドップラー処理された高調波信号を空間基準で表示す
    る表示装置、以上の要素を有する体内の動いている組織
    と血流を画像処理する超音波診断画像処理装置。
  2. 【請求項２】 さらに、基本信号周波数を実質的に除外
    して、高調波信号周波数を通過させるフィルタからなる
    請求項１の超音波診断画像処理装置。
  3. 【請求項３】 さらに、動いている組織から発生する高
    調波信号を実質的に除外して血流から発生する高調波信
    号を通過させる分割回路からなる請求項１の超音波診断
    画像処理装置。
  4. 【請求項４】 さらに、血流から発生する高調波信号を
    実質的に除外して、動いている組織から発生する高調波
    信号を通過させる分割回路からなる請求項１の超音波信
    号画像処理装置。
  5. 【請求項５】 該分割回路が、周波数基準で血流信号か
    ら動いている組織信号を分割する請求項４の超音波診断
    画像処理装置。
  6. 【請求項６】 該分割回路が、強度基準で血流信号から
    動いている組織信号を分割する請求項４の超音波診断画
    像処理装置。
  7. 【請求項７】 体内に、基本周波数を含む超音波信号周
    波数帯域を発信し、該発信信号周波数に応答して戻る、
    該基本周波数の高調波を含む超音波信号周波数帯域を受
    信するプローブ、 該プローブにより受信された信号を処理して、グレース
    ケール信号を作成するグレースケールプロセッサ、 該受信高調波信号を処理し、高調波ドップラー信号を作
    成するドップラープロセッサ、 グレースケール信号と高調波ドップラー信号を結合した
    画像を形成する結合回路、 該画像を表示する表示装置、以上の要素を有する体内の
    動いている組織と血流を画像処理する超音波診断画像処
    理装置。
  8. 【請求項８】 該グレースケール信号が高調波グレース
    ケール信号である請求項７の超音波診断画像処理装置。
  9. 【請求項９】 該グレースケール信号が基本周波数グレ
    ースケール信号である請求項７の超音波診断画像処理装
    置。
  10. 【請求項１０】 該結合回路が、グレースケール信号マ
    ップを高調波ドップラー信号マップに重ねる請求項７の
    超音波診断画像処理装置。
  11. 【請求項１１】 該結合回路が、グレースケール信号マ
    ップを高調波ドップラー信号マップと混合する請求項７
    の超音波診断画像処理装置。
  12. 【請求項１２】 さらに該受信信号から該基本周波数の
    高調波を含む周波数帯域を分離するフィルタからなる請
    求項７の超音波診断画像処理装置。
  13. 【請求項１３】 該フィルタが、プログラム可能デジタ
    ルフィルタからなる請求項１２の超音波診断画像処理装
    置。
  14. 【請求項１４】 該フィルタがパルス反転回路からなる
    請求項１２の超音波診断画像処理装置。
  15. 【請求項１５】 さらに高調波血流ドップラー信号から
    高調波組織ドップラー信号を識別する分割プロセッサか
    らなる請求項７の超音波診断画像処理装置。
  16. 【請求項１６】 該分割プロセッサが、振幅、周波数、
    またはそれら両方を基準に高調波血流ドップラー信号か
    ら高調波組織ドップラー信号を識別する請求項１５の超
    音波診断画像処理装置。
  17. 【請求項１７】 該分割プロセッサが、ファジー論理を
    利用して、高調波血流ドップラー信号から高調波組織ド
    ップラー信号を識別する請求項１５の超音波診断画像処
    理装置。
  18. 【請求項１８】 体内に基本周波数を含む超音波信号周
    波数帯域を発信し、該発信信号周波数に応答して戻っ
    た、該基本周波数の高調波を含む超音波信号周波数帯域
    を受信するプローブ、 該受信高調波信号を処理し、高調波ドップラー信号を作
    成するドップラープロセッサ、 該高調波ドップラー信号からカラーＭモード表示ライン
    を形成するＭモードプロセッサ、 該高調波カラーＭモードラインを表示する表示装置、 以上の要素を有する体内の動いている組織と血流を画像
    処理する超音波診断画像処理装置。
JP11134118A 1998-05-14 1999-05-14 超音波高調波ドップラ―画像処理装置 Withdrawn JPH11342130A (ja)

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