WO2006088094A1 - 超音波ドプラ血流計 - Google Patents

超音波ドプラ血流計 Download PDF

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WO2006088094A1
WO2006088094A1 PCT/JP2006/302734 JP2006302734W WO2006088094A1 WO 2006088094 A1 WO2006088094 A1 WO 2006088094A1 JP 2006302734 W JP2006302734 W JP 2006302734W WO 2006088094 A1 WO2006088094 A1 WO 2006088094A1
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clutter
filter
signal
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PCT/JP2006/302734
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Morio Nishigaki
Hisashi Hagiwara
Takenori Fukumoto
Original Assignee
Matsushita Electric Industrial Co., Ltd.
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    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01S—RADIO DIRECTION-FINDING; RADIO NAVIGATION; DETERMINING DISTANCE OR VELOCITY BY USE OF RADIO WAVES; LOCATING OR PRESENCE-DETECTING BY USE OF THE REFLECTION OR RERADIATION OF RADIO WAVES; ANALOGOUS ARRANGEMENTS USING OTHER WAVES
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    • G01S15/88—Sonar systems specially adapted for specific applications
    • G01S15/89—Sonar systems specially adapted for specific applications for mapping or imaging
    • G01S15/8906—Short-range imaging systems; Acoustic microscope systems using pulse-echo techniques
    • G01S15/8979—Combined Doppler and pulse-echo imaging systems
    • G01S15/8981—Discriminating between fixed and moving objects or between objects moving at different speeds, e.g. wall clutter filter
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    • A61B8/06—Measuring blood flow
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
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    • G01S15/8906—Short-range imaging systems; Acoustic microscope systems using pulse-echo techniques
    • G01S15/8979—Combined Doppler and pulse-echo imaging systems
    • G01S15/8988—Colour Doppler imaging

Definitions

  • the present invention relates to an ultrasonic Doppler blood flow meter that measures blood flow in the body using the Doppler phenomenon of ultrasonic waves in the medical field, and displays the measured blood flow information as an image.
  • An ultrasonic Doppler blood flow meter (color flow device) that displays by superimposing a blood flow distribution in a living body on a black and white two-dimensional tomogram in a state corresponding to color by using the Doppler phenomenon of ultrasonic waves
  • Patent Document 1 An ultrasonic Doppler blood flow meter (color flow device) that displays by superimposing a blood flow distribution in a living body on a black and white two-dimensional tomogram in a state corresponding to color by using the Doppler phenomenon of ultrasonic waves.
  • Patent Document 1 Japanese Patent Application Laid-Open No. 11-299786
  • FIG. 6 shows a schematic configuration of the ultrasonic Doppler blood flowmeter 10A.
  • the transmitter 1 irradiates ultrasonic pulses into the body of a subject via the probe 2.
  • the echoes from the body of the irradiated ultrasonic pulse are converted into an electric signal by the probe 2 and input to the receiving unit 3.
  • the receiver 3 amplifies a weak signal and converts it into an analog signal digital signal by an AZD converter (not shown). Thereafter, the digital signal is input to the phase detection unit 4 and becomes an echo signal converted to the baseband.
  • the echo signal converted to the baseband is input to the wall filter 5.
  • the wall filter 5 is generally constituted by an FIR type filter or an IIR type filter, and removes unnecessary body tissue signals which are low frequency signal components usually called a clutter.
  • the echo signal from which clutter has been removed by the wall filter 5 is sent to the blood flow information calculation unit (speed calculation unit) 6, where the blood flow velocity is calculated.
  • the blood flow velocity is input to a digital scan converter (hereinafter, referred to as “DSC” in the present specification) 8 together with the B mode signal from the envelope detection unit 7.
  • DSC 8 mixes the B-mode signal and the blood flow signal, and the monitor 9 projects a two-dimensional blood flow image using the mixed signal.
  • FIG. 7 shows a schematic configuration of a wall filter configured by a second-order IIR type filter.
  • x (m) is a signal (input) input to the wall filter 5
  • y (m) is a signal (output) output from the wall filter 5
  • 20 to 20 is an adder
  • 21 ⁇ 21 hangs 22-22 are storage elements (registers)
  • a (2)-a (3), b (l)-b (3) are filter coefficients
  • the clutter frequency is the cut-off frequency of the filter in the slow movement phase in the region where the movement speed changes significantly, for example, the heart.
  • the clutter signal is cut off, but the clutter frequency is higher than the filter cut-off frequency in the fast moving phase, and the clutter signal is not cut off, which causes an error in the calculation of the blood flow velocity.
  • the cutoff frequency of the filter is raised above the upper limit of the clutter frequency, the blood flow velocity will be lower than the cutoff frequency in the slow movement phase, and the blood flow will be displayed well. The problem of disappearing also occurs.
  • the present invention has been made to solve these problems, and while using a steep wall filter, it is possible to obtain a filter output with less transient response and to display a good blood flow display. It aims to provide a flow meter.
  • the present invention was made to solve the conventional problems, and in regions where the movement speed changes rapidly, clutter is well removed even if the clutter frequency fluctuates significantly, and a blood flow signal is obtained. Performs filtering processing that can be extracted, and ultrasound doppler that performs good blood flow display It aims at providing a blood flow meter.
  • an ultrasonic Doppler blood flow meter is characterized by the amplitude of clutter component from a plurality of echo signals for a plurality of ultrasonic pulses transmitted into a subject.
  • the velocity and phase are obtained by approximating a single-frequency sine wave, and this approximate clutter component is constantly input to the wheel filter and the plurality of echo signal acquisition start timings are reached, the inside of the wall filter is obtained.
  • the ultrasonic Doppler blood flow meter includes a transmitter configured to generate an electrical pulse signal, a probe configured to convert an electrical pulse generated by the transmitter into an ultrasonic signal, and transmit and receive the signal into the body.
  • a phase detection unit that detects the phase of an intrabody force signal obtained by a probe, a wall filter that removes a low-frequency clutter component from the output of the phase detection unit, and a signal that has passed through the wall filter
  • a blood flow information calculation unit which calculates blood flow information
  • a digital scan converter which performs blood flow conversion of blood flow information obtained by the blood flow information calculation unit, and a monitor which displays a signal which is converted by blood flow conversion by the digital scan converter.
  • a clutter component estimation unit that approximates the clutter component with a sine wave based on at least two signals output from the phase detection unit.
  • a filter initial value generation unit that generates initial value data of the wall filter based on the sine wave approximated by the clutter component estimation unit.
  • An ultrasonic Doppler blood flow meter removes the cutoff frequency of the wall filter and the clutter component from the velocity of the clutter signal obtained by approximating a single frequency sine wave.
  • the force of the clutter signal which is an approximation of clutter is obtained from the amplitude of the clutter signal obtained by approximating a single frequency sine wave. , Or judge whether it is blood flow and set the cutoff frequency of the wall filter.
  • the clutter component is always removed, and the accuracy that can always extract the blood flow component is enhanced, and the amplitude force of the estimated clutter component is the clutter that determines whether the amplitude is due to clutter or blood flow.
  • a determination unit is provided.
  • an ultrasonic Doppler blood flow meter according to another aspect of the present invention, which has already been extracted from clutter signals of a site adjacent to the site or a clutter signal of the site obtained in the past.
  • the clutter component is always removed, and the accuracy with which the blood flow component can always be extracted is improved.
  • the amplitude information of the clutter component in the area near the scanning area Or a clutter determination unit that determines whether the estimated clutter component amplitude is due to clutter or blood flow based on the amplitude information of the clutter component in the previous scan of the same site. It is characterized by
  • the ultrasonic Doppler blood flow meter of the present invention adopting such a configuration, it is possible to realize a filter in which the transient response due to the large amplitude clutter is suppressed, and to obtain accurate blood flow information. Can.
  • FIG. 1 is a block diagram showing a configuration of an ultrasonic Doppler blood flow meter according to Embodiment 1 of the present invention.
  • FIG. 2 A diagram showing components for preventing a transient response of a wall filter of the ultrasonic Doppler blood flow meter shown in FIG.
  • FIG. 3 A block diagram showing a configuration of an ultrasonic Doppler blood flow meter according to Embodiment 2 of the present invention.
  • FIG. 4 is a block diagram showing a configuration of an ultrasonic Doppler blood flow meter according to a third embodiment of the present invention.
  • FIG. 5 A block diagram showing a configuration of an ultrasonic Doppler blood flow meter according to Embodiment 4 of the present invention.
  • FIG. 6 is a block diagram showing the configuration of a conventional ultrasonic Doppler blood flow meter.
  • FIG. 7 This is a view showing the structure of the wall filter included in the ultrasonic Doppler blood flow meter of Fig. 6.
  • FIG. 1 is a block diagram showing a configuration of an ultrasonic Doppler blood flow meter according to Embodiment 1 of the present invention.
  • the ultrasonic Doppler blood flow meter 100A shown in the figure is generally obtained by adding the clutter component estimation unit 110 and the filter initial value generation unit 111 to the conventional blood flow measurement device described with reference to FIG.
  • the transmitting unit 101 irradiates ultrasonic pulses into the body of the subject via the probe 102.
  • An echo from the body of the irradiated ultrasonic pulse is converted into an electrical signal by the probe 102 and input to the receiving unit 103.
  • the receiving unit 103 amplifies a weak signal and converts the analog signal into a digital signal by an AZD converter (not shown).
  • the digital signal is input to the phase detection unit 104 and becomes an echo signal converted to the baseband.
  • the echo signal converted to the baseband is input to the wall filter 105 and the clutter component estimation unit 110.
  • the clutter component estimation unit 110 estimates clutter components using the output of the phase detection unit 104.
  • the filter initial value generation unit 111 generates a filter initial value using the estimated clutter component, and supplies the generated filter initial value to the wall filter 105.
  • the wall filter 105 is generally composed of an FIR type filter or an IIR type filter, and the filter initial value provided by the filter initial value generation unit 111 is not required to be a low frequency signal component called clutter. Remove signals from healthy body tissues.
  • the echo signal from which clutter has been removed by the wall filter 105 is sent to the blood flow information calculation unit (speed calculation unit) 106, where the blood flow velocity is calculated.
  • the blood flow velocity is input to a digital scan converter (hereinafter, referred to as “DSC” in this specification) 120 together with the B mode signal from the envelope detection unit 107.
  • DSC digital scan converter
  • the blood flow meter 100A includes a storage unit 112, and a phase detection unit
  • the phase detection outputs x (l) to x (n) and x (l) to x (n) output from the memory 104 are stored in the storage unit 112.
  • the storage unit 112 corresponds to the phase detection outputs x (l) to x (n) and x (l) to x (n).
  • the first and second phase detection outputs x (l), x (2), x (1) and x (2) are output to the clutter component estimation unit 110, respectively.
  • the clutter component estimation unit 110 outputs the first and second phase detection outputs X (1), x (2), x (1), x (2).
  • the clutter component included in the phase detection output is approximated by a sine wave and estimated using l l q q.
  • the clutter component estimation unit 110 calculates complex numbers E and E based on Equations 1 and 2.
  • ⁇ c (t) m + n ⁇ t
  • the initial phase m and the phase velocity n are expressed by Formulas 4 and 5.
  • n [angle ( ⁇ 2 ⁇ ⁇ ⁇ )] / ( ⁇ ,- ⁇ ⁇
  • angle ( ⁇ ) is the phase angle of complex number ⁇
  • ⁇ * is the conjugate complex number
  • ⁇ and ⁇ are the first and second, respectively It is the timing of the detection output (corresponding to the reception time).
  • the clutter component estimation unit 110 estimates a sine wave defined by the amplitude a and the phase 0c (t) calculated based on the above equation, and then generates a filter initial value of the signal corresponding to this sine wave. Output to the control unit 111.
  • the filter initial value generation unit 111 generates filter initial value data z, z, z, z based on the signal output from the clutter component estimation unit 110, and these ilO i20 qlO q20
  • the wall filters 105A, 105B have the configuration shown in FIG. In the figure, 120-120 are
  • 121 to 121, 121 to 121 are multipliers, 122, 122 are memory elements (resistors a2 a3 bl b3 12 2), 123, 123 are switches, a (2) to a (3), b (l) to b (3), a (2) to a (3), b (1) to
  • the signals corresponding to the initial value data z, z, z and z generated by the filter initial value generation unit 111 are the filters 105A ilO i20 qlO q20
  • the switches 123, 123 and the finoreta 105B's switches 123, 123 are input.
  • the wall filters 105A and 105B to which the initial value data is input are based on the initial value data Z, z, z, and z, and are written to the write-once Woreno-refinetor 105A, 105B. Order
  • the detected outputs x (l) to x (n), x (l) to x (n) are processed to remove clutter components.
  • wall filters 105A and 105B are the equations 7 to 12 z (m-l) and z (m-1).
  • Y (l) and y (1) are calculated on the basis of the initial value data and the data x (l) and x (1) input from the storage unit 112 to the wall filters 105A and 105B. The same applies to the following (m-1) th
  • the clutter component is approximated by a sine wave, and output y (1) y using initial value data
  • the first and second phase detection outputs X (1), X (2), X (1) and x (2) are used.
  • the clutter component included in the phase detection output is approximated by a sine wave, but the change in clutter speed is small, for example, select any u (integer) that has the relationship n u u> 2, and Using the u-th phase detection output x (l), x (u), x (1), x (u)
  • phase velocity n of the estimated sine wave is defined by Equation 13.
  • n [angle (E U 'E)] / d — T
  • FIG. 3 is a block diagram of an ultrasonic Doppler blood flowmeter 100B according to a second embodiment of the present invention.
  • the ultrasonic Doppler blood flow meter 100B shown in the figure has a cutoff frequency setting unit 113 and a filter coefficient generation unit 114. It is characterized by the point to which it is added and tossed.
  • the clutter component estimation unit 110 approximates the clutter with a sine wave based on the detection output signal of the phase detection unit 104, and the amplitude and phase velocity of the sine wave Estimate
  • the estimated information is input to the filter initial value generation unit 111 and to the cutoff frequency setting unit 113 as described in the first embodiment.
  • cut-off frequency setting section 113 sets the lowest cut-off frequency from which clutter is removed based on the phase velocity and amplitude of the clutter, and transmits data corresponding to filter coefficient generation section 114.
  • the filter coefficient generation unit 114 generates filter coefficients for realizing the filter of the selected cutoff frequency [filter coefficients a (2) to a (3), b (l) to b (3), a (shown in FIG.
  • ⁇ a (3), b (l) ⁇ b (3)] are generated and given to the iiiiqqqq all filter 105.
  • the wall filter 105 obtains outputs yi (m) and yq (m) using the filter coefficients given from the filter coefficient generation unit 114.
  • the filter coefficient is invariable.
  • the filter coefficient changes every time new blood flow information is obtained. Therefore, in the second embodiment, it is preferable to change the filter initial value according to the change of the filter coefficient. Therefore, in the second embodiment, the filter coefficient generated by the filter coefficient generation unit 114 is output to the filter initial value generation unit 111.
  • the filter initial value generation unit 111 calculates the filter initial value based on the filter coefficient received from the filter coefficient generation unit 114 and the amplitude, initial phase, and phase velocity of the clutter approximate value estimated by the clutter component estimated value 110. Generate and set wall filter 105 Do.
  • the filter coefficient generation unit 114 may calculate the clutter coefficient from the cutoff frequency based on a predetermined method, but prepares (stores) a table in which the cutoff frequency and the filter coefficient are associated with each other. Make sure to select the filter coefficients based on this table.
  • the ultrasonic Doppler blood flow meter 100B according to the second embodiment, only clutter is always removed in a region such as the heart where clutter and blood flow phase velocity change is severe. Only streams can be extracted, and highly accurate data can be provided.
  • FIG. 4 is a block diagram of an ultrasonic Doppler blood flowmeter 100C according to Embodiment 3 of the present invention.
  • the ultrasonic Doppler blood flowmeter 100C shown in the figure is characterized in that the clutter determination unit 114 is added as apparent from comparison with the ultrasonic Doppler blood flowmeter 100B of the second embodiment (see FIG. 3). Have.
  • the amplitude of the clutter is often as large as tens or hundreds of times the amplitude of the blood flow in many cases.
  • the amplitude of the blood flow may be greater than the amplitude of the clutter.
  • clutter signals are identified and removed by the method as in the second embodiment, blood flow signals with large amplitude may be regarded as clutter and may be removed.
  • the clutter determination unit 115 determines the clutter and the blood flow. Specifically, the clutter determination unit 115 sets a threshold for the amplitude, and in the case where the amplitude of the sine wave approximated by the clutter component estimation unit 110 exceeds this threshold, estimation is performed if the amplitude is larger than a reference. The subsequent sine wave is regarded as clutter and the subsequent signal processing is performed. However, if the amplitude of the estimated sine wave is smaller than the threshold value, it is regarded as blood flow, and the processing in the filter initial value generation unit 111, the cutoff frequency setting unit 113, and the filter coefficient generation unit 114 described above is performed. Prohibit
  • the blood flow signal is extracted even when the blood flow signal has a larger amplitude than the clutter signal as in the cardiac cavity.
  • Can Can provide highly accurate data.
  • FIG. 5 is a block diagram of an ultrasonic Doppler blood flowmeter 100D according to a fourth embodiment of the present invention.
  • the ultrasonic Doppler blood flowmeter 100D shown in the figure has a clutter information storage unit 115 added as apparent from comparison with the ultrasonic Doppler blood flowmeter 100C (see FIG. 4) of the third embodiment. It has a feature.
  • a clutter information storage unit 15 is provided as a means for setting a threshold.
  • the ultrasonic Doppler blood flow meter 100D In the ultrasound Doppler blood flow meter, scanning the body sequentially! /, In the process of cutting !, scanning of a nearby part has already been completed, and clutter blood flow It is normal for information to have already been obtained and for the same site to have already been scanned and data acquired at that time. Therefore, in the ultrasonic Doppler blood flow meter 100D according to the fourth embodiment, the already acquired information is accumulated in the clutter information accumulation unit 115, and the clutter determination unit 114 or the clutter is determined using the accumulated information. The data storage unit 115 sets a threshold.
  • threshold values of the clutter and blood flow amplitude can be set by searching for a region where the clutter is larger than the blood flow in the vicinity of the region currently being scanned. Also, by obtaining a spatial distribution of clutter amplitudes, it is also possible to scan currently and predict how much clutter is present. Regarding the same site, if there is a history that a large amplitude signal has been input at that site, for example, when the heart valve crosses, threshold values for clutter and blood flow can be set based on that history. . Therefore, according to the fourth embodiment, since the threshold value of the amplitude is set based on the accumulated information, accurate blood flow information can be obtained.

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Abstract

　超音波ドプラ血流計は、ウォールフィルタの過渡現象を抑えるために、位相検波部１０４の検波出力からクラッタ成分の振幅、初期位相、位相速度をクラッタ成分推定部１１０で推定する。推定されたデータをもとにウォールフィルタ１０５の初期設定値をフィルタ初期値生成部１１で生成し、ウォールフィルタ１０５に与え、フィルタ処理を行なう。

Description

明 細 書
超音波ドプラ血流計
技術分野
[0001] 本発明は、医用分野において、超音波のドプラ現象を利用して体内の血流を測定 し、測定された血流情報を画像表示する超音波ドプラ血流計に関する。
背景技術
[0002] 超音波のドプラ現象を利用し、生体中の血流分布を色に対応させた状態で白黒の 2次元断層像に重ね合わせて表示を行う、超音波ドプラ血流計 (カラーフロー装置） が知られている（例えば、特許文献 1)。
特許文献 1：特開平 11― 299786号公報
[0003] 図 6に超音波ドプラ血流計 10Aの概略構成を示す。図示する超音波血流計 10Aで は、送信部 1が、プローブ 2を介して超音波パルスを被検者の体内に照射する。照射 された超音波パルスの体内からのエコーは、プローブ 2により電気信号に変換され、 受信部 3に入力される。受信部 3は、微弱な信号を増幅し、図示しない AZD変換器 により、アナログ信号カゝらディジタル信号に変換する。その後、ディジタル信号は、位 相検波部 4に入力され、ベースバンドに変換されたエコー信号となる。ベースバンド に変換されたエコー信号は、ウォールフィルタ 5に入力される。ウォールフィルタ 5は、 一般的には FIR型フィルタもしくは IIR型フィルタによって構成されており、通常クラッ タと呼ばれる低周波信号成分である不要な体内組織力もの信号を除去する。ウォー ルフィルタ 5によりクラッタを除去されたエコー信号は、血流情報演算部 (速度演算部 ) 6に送信され、そこで血流速度が算出される。この血流速度は、包絡線検波部 7から の Bモード信号とともにディジタルスキャンコンバータ (以下、本明細書では「DSC」と 表す。）8に入力される。 DSC8は、 Bモード信号と血流信号を混合し、その混合され た信号を用いてモニタ 9が二次元血流像を映し出す。
[0004] 図 7は、 2次の IIR型フィルタにより構成されたウォールフィルタの概略構成を示す。
図中、 x(m)はウォールフィルタ 5に入力される信号 (入力）、 y (m)はウォールフィル タ 5から出力される信号（出力）、 20〜20は加算器、 21 〜21 、 21 〜21 は掛 算器、 22 〜22は記憶素子（レジスタ）、 a (2)〜a (3)、 b (l)〜b (3)はフィルタ係数
1 2
である。
[0005] このような超音波ドプラ血流計においては、より正確な血流情報を得るためにはゥォ ールフィルタ 5に急峻な特性を持たせることが望まし 、が、そのような急峻な特性は大 きな過渡応答の発生を招き、このような過渡応答を含んだデータからは正確な血流 情報を得ることができない。その結果、過渡応答の影響を除去して正確に血流速度 を演算するために、多くのデータを破棄しなければならず、そのため速度演算部に送 られるデータ点数が減り、また平均化の処理回数が減るので、信号/ノイズ比の低下 を招くという問題があった。
[0006] また、破棄データを補うためにデータサンプル数を増やすことは、同一方向への音 波の繰り返し送受信回数を増やすこととなり、フレームレートが低下するという問題が めつに。
[0007] さらに、従来の超音波ドプラ血流計においては、動きの速度変化の著しい部位、例 えば心臓などにおいて、動きのゆっくりしている時相においてはクラッタの周波数がフ ィルタのカットオフ周波数以下であり、クラッタ信号は遮断されるが、動きの速い時相 においてはクラッタの周波数がフィルタのカットオフ周波数以上になり、クラッタ信号 が遮断されず血流速度の計算に誤差を生じることが発生する。この事象においては 、クラッタ周波数の上限以上にフィルタのカットオフ周波数を上げると、動きのゆっくり している時相において血流速度がカットオフ周波数より低くなつてしまうため、血流が 良好に表示されなくなるという問題も発生する。
発明の開示
発明が解決しょうとする課題
[0008] 本発明は、これらの問題を解決するためになされたもので、急峻な特性のウォール フィルタを用いつつ、過渡応答の少ないフィルタ出力を得、良好な血流表示を行なう 超音波ドプラ血流計を提供することを目的とする。
[0009] また、本発明は、従来の問題を解決するためになされたもので、動きの速度変化の 激しい部位において、クラッタの周波数が大きく変動しても良好にクラッタを除去し、 血流信号を抽出できるフィルタ処理を行な 、、良好な血流表示を行なう超音波ドプラ 血流計を提供することを目的とするものである。
課題を解決するための手段
[0010] このような課題を解決するために、本発明に係る超音波ドプラ血流計は、被検体中 に送信した複数の超音波ノ ルスに対する複数のエコー信号から、クラッタ成分の振 幅、速度、位相を単一周波数の正弦波に近似して求め、この近似クラッタ成分がゥォ ールフィルタに定常的に入力して、前記複数のエコー信号取得開始タイミングに至つ たとき、ウォールフィルタ内のレジスタに蓄積されているべきデータを求め、ウォール フィルタに設定することで、信号の不連続性を抑え、過渡応答による不要な成分を低 減し、良好な血流情報を得るものである。そのため、本発明の超音波ドプラ血流計は 、電気パルス信号を発生する送信部と、前記送信部で発生した電気パルスを超音波 信号に変換し体内への送受信を行なう探触子と、前記探触子で得た体内力 のェコ 一信号を位相検波する位相検波部と、前記位相検波部の出力から周波数の低いク ラッタ成分を除去するウォールフィルタと、前記ウォールフィルタを通過した信号より 血流情報を演算する血流情報演算部と、前記血流情報演算部で得た血流情報を走 查変換するディジタルスキャンコンバータと、前記ディジタルスキャンコンバータで走 查変換された信号を表示するモニタを備えた超音波ドプラ血流計にぉ 、て、前記位 相検波部から出力された少なくとも 2つの信号をもとに前記クラッタ成分を正弦波で 近似するクラッタ成分推定部と、前記クラッタ成分推定部で近似された正弦波をもと に前記ウォールフィルタの初期値データを生成するフィルタ初期値生成部を備えて いることを特徴とする。
[0011] 本発明の他の形態に係る超音波ドプラ血流計は、単一周波数の正弦波に近似して 求めたクラッタ信号の速度から、ウォールフィルタのカットオフ周波数を、このクラッタ 成分を除去できるように設定する手段を設けることで、クラッタ成分を常に除去し、血 流成分を常に抽出できるようにしたもので、推定されたクラッタ成分力 フィルタのカツ トオフ周波数を設定するカットオフ周波数設定部を備えたことを特徴とする。
[0012] また、本発明の他の形態に係る超音波ドプラ血流計は、単一周波数の正弦波に近 似して求めたクラッタ信号の振幅から、この近似したクラッタ信号がクラッタである力、 それとも血流であるかを判断し、ウォールフィルタのカットオフ周波数を設定すること で、クラッタ成分を常に除去し、血流成分を常に抽出できる精度を高めたもので、推 定されたクラッタ成分の振幅力 その振幅がクラッタに起因するのか血流に起因する のかを判定するクラッタ判定部を備えたことを特徴とする。
[0013] さらに、本発明の他の形態に係る超音波ドプラ血流計は、すでに抽出を終えている 、当該部位に近接した部位、もしくは過去に得た当該部位のクラッタ信号の情報から 、クラッタ信号の見極めを行ない、ウォールフィルタの設定を行なうことで、クラッタ成 分を常に除去し、血流成分を常に抽出できる精度を高めたもので、走査する部位の 近傍の領域のクラッタ成分の振幅情報、または同じ部位の以前に走査した際のクラッ タ成分の振幅情報をもとに、推定されたクラッタ成分の振幅がクラッタに起因するのか 血流に起因するのかを判定するクラッタ判定部を備えたことを特徴とする。
発明の効果
[0014] このような構成を採用した本発明の超音波ドプラ血流計によれば、大振幅のクラッタ による過渡応答を抑えたフィルタを実現することができ、精度の良い血流情報を得る ことができる。
図面の簡単な説明
[0015] [図 1]本発明の実施の形態 1に係る超音波ドプラ血流計の構成を示すブロック図。
[図 2]図 1に示す超音波ドプラ血流計のウォールフィルタの過渡応答を防ぐ構成部分 を示す図。
[図 3]本発明の実施の形態 2に係る超音波ドプラ血流計の構成を示すブロック図。
[図 4]本発明の実施の形態 3に係る超音波ドプラ血流計の構成を示すブロック図。
[図 5]本発明の実施の形態 4に係る超音波ドプラ血流計の構成を示すブロック図。
[図 6]従来の超音波ドプラ血流計の構成を示すブロック図。
[図 7]図 6の超音波ドプラ血流計に含まれるウォールフィルタの構成を示す図。
符号の説明
[0016] 1, 101…送信部、 2, 102· ··探触子、 3, 103…受信部、 4, 104· ··位相検波部、 5, 105, 105A, 105Β· ··ウォールフィルタ、 6、 106· ··血流情報演算部、 7, 107· ··包絡 線検波部、 8, 108"-DSC、 9, 109…モニタ、 110· ··クラッタ成分推定部、 111· ··フ ィルタ初期値生成部、 112…カットオフ周波数設定部、 113· ··フィルタ係数生成部、 115· · ·クラッタ判定部、 116· "クラッタ情報蓄積部。
発明を実施するための最良の形態
[0017] 以下、図面を参照して本発明の実施の形態を説明する。
[0018] 実施の形態 1
[0019] 図 1は、本発明の実施の形態 1に係る超音波ドプラ血流計の構成を示すブロック図 である。図示する超音波ドプラ血流計 100Aは、概略、図 6を参照して説明した従来 の血流計 Αにクラッタ成分推定部 110とフィルタ初期値生成部 111が付加されて 、る
[0020] このように構成された血流計 100Aの動作時、送信部 101は、プローブ 102を介し て超音波パルスを被検者の体内に照射する。照射された超音波パルスの体内からの エコーは、プローブ 102により電気信号に変換され、受信部 103に入力される。受信 部 103は、微弱な信号を増幅し、図示しない AZD変換器により、アナログ信号から ディジタル信号に変換する。その後、ディジタル信号は、位相検波部 104に入力され 、ベースバンドに変換されたエコー信号となる。ベースバンドに変換されたエコー信 号は、ウォールフィルタ 105とクラッタ成分推定部 110に入力される。クラッタ成分推 定部 110は、位相検波部 104の出力を用いてクラッタ成分を推定する。フィルタ初期 値生成部 111は、推定されたクラッタ成分を用いてフィルタ初期値を生成し、この生 成されたフィルタ初期値をウォールフィルタ 105に提供する。ウォールフィルタ 105は 、一般的には FIR型フィルタもしくは IIR型フィルタによって構成されており、フィルタ 初期値生成部 111から提供されたフィルタ初期値を用いて、クラッタと呼ばれる低周 波信号成分である不要な体内組織からの信号を除去する。ウォールフィルタ 105によ りクラッタを除去されたエコー信号は、血流情報演算部 (速度演算部） 106に送信さ れ、そこで血流速度が算出される。この血流速度は、包絡線検波部 107からの Bモー ド信号とともにディジタルスキャンコンバータ (以下、本明細書では「DSC」と表す。 )1 08に入力される。 DSC108は、 Bモード信号と血流信号を混合し、その混合された 信号を用いてモニタ 109が二次元血流像を映し出す。
[0021] 図 2を参照して、血流計 100Aにおける特徴部分の構成と動作 (処理)を具体的に 説明する。図示するように、血流計 100Aは、記憶部 112を備えており、位相検波部 104から出力された位相検波出力 x (l)〜x (n)、x (l)〜x (n)を記憶部 112に記
q q
憶する。記憶部 112は、位相検波出力 x (l)〜x (n)、x (l)〜x (n)を対応するゥォ
q q
ールフィルタ 105A, 105Bにそれぞれ出力するとともに、第 1と第 2の位相検波出力 x (l), x (2)、x (1), x (2)をクラッタ成分推定部 110に出力する。
q q
[0022] クラッタ成分推定部 110は、第 1と第 2の位相検波出力 X (1), x (2)、 x (1), x (2)
l l q q を用い、位相検波出力に含まれるクラッタ成分を正弦波で近似して推定する。この推 定プロセスにおいて、クラッタ成分推定部 110は、数式 1, 2に基づいて複素数 E , E
2を計算する。
[数 1]
[数 2]
E 2 = x , ( 2 ) + j - x , ( 2 )
[0023] 推定する正弦波の振幅を a、位相を Θ c (t)とすると、位相 Θ c (t)は数式 3で表され る。
[数 3]
Θ c ( t ) = m + n · t
m ： 初期位相
n ： 位相速度
[0024] ここで、初期位相 mと位相速度 nは、数式 4, 5で表される。
画
rn a n g l e
[数 5]
n = [ a n g l e ( Ε 2 · Ε ^ ) ] / ( Τ , - Τ ^
[0025] angle (Ε)は複素数 Εの位相角、 Ε*は共役複素数、 Τ , Τはそれぞれ第 1と第 2の 検波出力のタイミング (受信時刻に対応する）である。
一方、振幅 aは数式 6で表される。
[数 6]
[0027] クラッタ成分推定部 110は、以上の数式に基づいて計算された振幅 aと位相 0c(t) で定義される正弦波を推定した後、この正弦波に対応する信号をフィルタ初期値生 成部 111に出力する。フィルタ初期値生成部 111は、クラッタ成分推定部 110から出 力された信号に基づいてフィルタ初期値データ z , z 、z , z を作成し、これら ilO i20 qlO q20
の初期値データをウォールフィルタ 6A, 6Bに出力する。
[0028] ウォールフィルタ 105A, 105Bは図 2に示す構成を有する。図中、 120〜120は
1 3 カロ算器、 121 〜121 、 121 〜121 は掛算器、 122 , 122は記憶素子（レジス a2 a3 bl b3 1 2 タ）、 123， 123はスィッチ、 a (2)〜a (3)、 b (l)〜b (3)、 a (2)〜a (3)、 b (1)〜
1 2 i i i i q q q b (3)はフィルタ係数である。
q
[0029] このように構成されたウォールフィルタ 105A, 105Bに対し、フィルタ初期値生成部 111で生成された初期値データ z , z 、z , z に対応する信号がフィルタ 105A ilO i20 qlO q20
のスィッチ 123 , 123とフイノレタ 105Bのスィッチ 123 , 123を通じて入力される。
1 2 1 2 初期値データが入力されたウォールフィルタ 105A, 105Bは、それら初期値データ Z , z 、z , z をもとに、記'隐咅 力らウォーノレフイノレタ 105A, 105Bへの位ネ目
10 i20 qlO q20
検波出力 x(l)〜x (n)、x (l)〜x (n)を処理してクラッタ成分を除去する。
q q
[0030] 図 2に示す構成において、ウォールフィルタ 105A, 105Bの出力 y (m)、 y (m)、ま i q た各ウォールフィルタ 105A, 105Bにおける記憶素子 122 , 122の入出力 z (m)
1 2 il
、z (m)、z (m)、z (m)は以下の数式 7〜 12で定義される。
i2 ql q2
[数 7]
[数 8]
y 。 （ m ) = b 。 （ l ) ， x 。 （ m ) + z l a ( m — 1 ) ( m ) ( 2 ) ( m ) + ( 2 ) ( m )
[数 10]
[数 11]
2 ( m ) = b ( 3 ) ( m ) ( 3 ) ( m )
[数 12]
2 ( 3 ) 3 )
[0031] そして、ウォールフィルタ 105A, 105Bは、数式 7〜数 12の z (m— l)、z (m— 1)
li i2 z (m— l)、z (m— 1)に上述の初期値データ z , ζ ζ , ζ を入力し、これ lq q2 ilO i20 qlO q20
らの初期値データと記憶部 112からウォールフィルタ 105A, 105Bに入力されたデ ータ x (l)、x (1)をもとに、 y (l)、y (1)を計算する。以後同様にして、 (m— 1)番目
q q
の位相検波出力に対する計算時に計算された出力 z (m— l)、z (m— l)、z (m
li i2 lq
— 1)、 z (m—l)を用いて、 m番目の位相検波出力を処理する。
q2
[0032] このように、ウォールフィルタ 105A, 105Bでは、最初の位相検波出力 x (1) x (1
i q
)について、クラッタ成分を正弦波で近似して初期値データを利用して出力 y (1) y
i q
(1)を得る。そのため、ウォールフィルタ 105A, 105Bから発生する過渡応答は低減 し、血流信号を精度良く抽出できる。
[0033] 以上の説明では、第 1と第 2の位相検波出力 X (1) , X (2)、 X (1) , x (2)を用いて
q q
、位相検波出力に含まれるクラッタ成分を正弦波で近似したが、例えばクラッタの速 度変化が小さい場合、 n≥u> 2の関係を有する任意の u (整数)を選択し、第 1番目と 第 u番目の位相検波出力 x (l) , x (u)、x (1) , x (u)を用い、上述と同様の方法に
q q
より、近似する正弦波を推定してもよい。この場合、推定される正弦波の位相速度 n は数式 13で定義される。
[数 13] n = [ a n g l e ( E U ' E ） 〕 / d — T
[0034] 実施の形態 2
[0035] 図 3は本発明の実施の形態 2に係る超音波ドプラ血流計 100Bのブロック図である。
図示する超音波ドプラ血流計 100Bは、実施の形態 1の超音波ドプラ血流計 100A ( 図 2参照）と比べてみると明らかなように、カットオフ周波数設定部 113とフィルタ係数 生成部 114が付加されて ヽる点に特徴を有する。
[0036] この超音波ドプラ血流計 100Bによれば、位相検波部 104の検波出力信号をもとに クラッタ成分推定部 110がクラッタを正弦波で近似するとともに、この正弦波の振幅と 位相速度を推定する。推定された情報は、実施の形態 1で説明したように、フィルタ 初期値生成部 111に入力されるとともに、カットオフ周波数設定部 113に入力される
[0037] とろこで、超音波ドプラ血流計にあっては、多くの場合、心臓のようなクラッタおよび 血流の位相速度の変化が激しい部位において、つねにクラッタのみを除去し、血流 のみを抽出することが望まれる。したがって、カットオフ周波数設定部 113では、クラ ッタの位相速度と振幅をもとに、クラッタが除去される最低のカットオフ周波数を設定 し、フィルタ係数生成部 114に対応するデータを送信する。フィルタ係数生成部 114 は、選定されたカットオフ周波数のフィルタを実現するフィルタ係数〔図 2に示すフィ ルタ係数 a (2)〜a (3)、b (l)〜b (3)、 a (2)〜a (3)、b (l)〜b (3)〕を生成し、ゥ i i i i q q q q オールフィルタ 105に与える。ウォールフィルタ 105は、フィルタ係数生成部 114から 与えられたフィルタ係数を用いて出力 yi (m)、yq (m)を求める。
[0038] 実施の形態 1ではフィルタ係数は不変としている力 実施の形態 2ではフィルタ係数 が新たな血流情報を得る度に変化する。したがって、実施の形態 2では、フィルタ係 数が変化に応じて、フィルタ初期値を変化させることが好ましい。そこで、実施の形態 2では、フィルタ係数生成部 114で生成されたフィルタ係数をフィルタ初期値生成部 1 11に出力する。フィルタ初期値生成部 111は、フィルタ係数生成部 114から受け取 つたフィルタ係数と、クラッタ成分推定値 110で推定されたクラッタ近似値の振幅、初 期位相、位相速度をもとに、フィルタ初期値を生成してウォールフィルタ 105を設定 する。
[0039] フィルタ係数生成部 114は、予め決められた方法に基づいてカットオフ周波数から クラッタ係数を計算してもよいが、カットオフ周波数とフィルタ係数を相互に関連付け たテーブルを用意 (記憶）しておき、このテーブルに基づ ヽてフィルタ係数を選択して ちょい。
[0040] このように、実施の形態 2に係る超音波ドプラ血流計 100Bによれば、心臓のような クラッタおよび血流の位相速度の変化が激しい部位において、つねにクラッタのみを 除去し、血流のみを抽出することができ、精度の高いデータを提供することができる。
[0041] 実施の形態 3
[0042] 図 4は本発明の実施の形態 3に係る超音波ドプラ血流計 100Cのブロック図である 。図示する超音波ドプラ血流計 100Cは、実施の形態 2の超音波ドプラ血流計 100B (図 3参照）と比べてみると明らかなように、クラッタ判定部 114が付加されている点に 特徴を有する。
[0043] 超音波診断法にあっては、体内から返ってくるエコー信号において、多くの場合は クラッタの振幅が血流の振幅の数十倍もしくは百数十倍と大きい。しかし、例えば心 臓の腔内のような血液のみが存在している部位力 のエコー信号では、血流の振幅 力 Sクラッタの振幅より大きくなることがある。このような場合において、実施の形態 2の ような方法でクラッタ信号を同定し、除去を行なうと、振幅の大きな血流信号がクラッタ とみなされてしまい、除去されてしまうおそれがある。
[0044] したがって、実施の形態 3では、クラッタ判定部 115にお 、てクラッタと血流の判別 を行なう。具体的には、クラッタ判定部 115は、振幅の閾値を設定し、クラッタ成分推 定部 110で近似された正弦波の振幅がこの閾値を超える場合にある基準以上の振 幅の場合は、推定された正弦波をクラッタとみなして以後の信号処理を行なう。しかし 、推定された正弦波の振幅が閾値以下の振幅の場合は血流とみなし、上述したフィ ルタ初期値生成部 111、カットオフ周波数設定部 113、フィルタ係数生成部 114にお ける処理の実行を禁止する。
[0045] このように構成された実施の形態 3に係る超音波ドプラ血流計 100Cによれば、心 腔内のような血流信号がクラッタ信号より振幅が大きい場合にも血流信号を抽出でき 、精度の高いデータを提供することができる。
[0046] 実施の形態 4
[0047] 図 5は本発明の実施の形態 4に係る超音波ドプラ血流計 100Dのブロック図である 。図示する超音波ドプラ血流計 100Dは、実施の形態 3の超音波ドプラ血流計 100C (図 4参照）と比べてみると明らかなように、クラッタ情報蓄積部 115が付加されている 点に特徴を有する。
[0048] 具体的に説明すると、上述した実施の形態 3では、振幅の閾値を設けることで、ェコ 一信号中に含まれる最も大きな振幅の信号がクラッタである力、血流であるかを判断 したが、実施の形態 4では、閾値を設定するための手段としてクラッタ情報蓄積部 15 が設けられている。
[0049] 超音波ドプラ血流計にお!、ては、体内を順次、走査して!/、く過程にお!、て、近傍の 部位の走査がすでに終わっており、クラッタゃ血流の情報が既に得られ、また、同じ 部位を既に走査してその際にデータが取得されていることが通常である。そこで、実 施の形態 4の超音波ドプラ血流計 100Dでは、既に取得された情報をクラッタ情報蓄 積部 115に蓄積しておき、この蓄積された情報を用いてクラッタ判定部 114又はクラ ッタ情報蓄積部 115が閾値を設定する。
[0050] ところで、超音波ドプラ血流計の全走査範囲にお!、て、すべての範囲でクラッタが 血流より小さいということは考えにくい。クラッタが血流より大きぐかつ、そのレベルは 血流信号ではありえない振幅になるのが常である。そこで、現在走査している部位の 近傍においてクラッタが血流より大きい部位を探すことで、クラッタと血流の振幅の敷 居値を設定することができる。また、クラッタの振幅について空間的な分布を求めるこ とで、現在走査して 、る場所がどの程度のクラッタがあるかを予測することもできる。 同じ部位について言えば、以前その部位において、例えば心臓の弁が横切るなどし て、大振幅の信号が入力した経緯があるならば、それを基準にクラッタと血流の敷居 値を設けることができる。したがって、実施の形態 4によれば、蓄積された情報をもと に振幅の閾値が設定されるので、精度の良い血流情報を得ることができる。

Claims

請求の範囲
[1] 電気パルス信号を発生する送信部と、前記送信部で発生した電気パルスを超音波 信号に変換し体内への送受信を行なう探触子と、前記探触子で得た体内力 のェコ 一信号を位相検波する位相検波部と、前記位相検波部の出力から周波数の低いク ラッタ成分を除去するウォールフィルタと、前記ウォールフィルタを通過した信号より 血流情報を演算する血流情報演算部と、前記血流情報演算部で得た血流情報を走 查変換するディジタルスキャンコンバータと、前記ディジタルスキャンコンバータで走 查変換された信号を表示するモニタを備えた超音波ドプラ血流計にぉ 、て、前記位 相検波部から出力された少なくとも 2つの信号をもとに前記クラッタ成分を正弦波で 近似するクラッタ成分推定部と、前記クラッタ成分推定部で近似された正弦波をもと に前記ウォールフィルタの初期値データを生成するフィルタ初期値生成部を備えて V、ることを特徴とする超音波ドプラ血流計。
[2] 推定されたクラッタ成分力 フィルタのカットオフ周波数を設定するカットオフ周波数 設定部を備えたことを特徴とする請求項 1に記載の超音波ドプラ血流計。
[3] 推定されたクラッタ成分の振幅力 その振幅がクラッタに起因するのか血流に起因す るのかを判定するクラッタ判定部を備えたことを特徴とする請求項 2に記載の超音波 ドプラ血流計。
[4] 走査する部位の近傍の領域のクラッタ成分の振幅情報、または同じ部位の以前に走 查した際のクラッタ成分の振幅情報をもとに、推定されたクラッタ成分の振幅がクラッ タに起因するのか血流に起因するのかを判定するクラッタ判定部を備えたことを特徴 とする請求項 3に記載の超音波診断装置。
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