(57)【要約】  【課題】  並列受信法を用いた超音波ドプラ血流計において、ビーム方向の差異に起因する測定流速の差異をなくし、均一で品質の高い画像を提供する。  【解決手段】  相関演算器１０９ａの出力Ａｃｏｒと相関演算器１０９ｂの出力Ｂｃｏｒの差分＝Ａｃｏｒ−Ｂｃｏｒを減算器２０１において求める。減算器２０１の出力＝Ａｃｏｒ−Ｂｃｏｒは定数乗算器２０２において２分の１倍され、ラッチ２０３に取り込まれる。ラッチ２０３に取り込まれたデータＣ＝０．５×（Ａｃｏｒ−Ｂｃｏｒ）を補正データとして用い、減算器２０４により相関演算出力Ａから補正データを減算し、補正後データＡａｆｔ（ビームＡ出力）は、  Ａａｆｔ＝Ａ−Ｃとなり、また、加算器２０５により相関演算出力Ｂに補正データを加算する。補正後データＢａｆｔ（ビームＢ出力）は、  Ｂａｆｔ＝Ｂ＋Ｃとなる。【選択図】  図１
2006325684.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
１つの超音波送信ビームに対して同時に複数の受信ビームを得るための受信回路と、
前記受信回路により受信された信号から前記複数の受信ビームの各々ごとに体内の流体の流れ成分を検出する複数の相関器と、
前記複数の受信ビームの角度の違いによる前記複数の相関器の各出力の位相差を補正データにより補正する位相補正手段とを、
備えた超音波ドプラ血流計。
【請求項２】
前記位相補正手段は、前記補正データとして前記複数の相関器の各出力の位相差を検出し、前記位相差を前記複数の相関器の各出力に加算又は減算して補正する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。
【請求項３】
前記位相補正手段は、前記体内の流体の検出する深さに応じて異なる補正データにより、前記複数の受信ビームの角度の違いによる前記複数の相関器の各出力の位相差を補正することを特徴とする請求項１又は２に記載の超音波ドプラ血流計。
【請求項４】
前記位相補正手段は、前記補正データを複数の送信ビームに対して求めて平均化して補正データとすることを特徴とする請求項１から３のいずれか１つに記載の超音波ドプラ血流計。
【請求項５】
前記位相補正手段は、前記補正データを時間方向に蓄積して平均化して補正データとすることを特徴とする請求項１から４のいずれか１つに記載の超音波ドプラ血流計。
【請求項６】
前記位相補正手段は、前記補正データの初期値として適当な値の補正データを用いて補正を行ない、補正結果により前記補正データを修正することを特徴とする請求項１から５のいずれか１つに記載の超音波ドプラ血流計。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、体内の血流を観測する超音波ドプラ血流計に関する。
【背景技術】
【０００２】
超音波診断装置は信号処理の種類により、生体内の臓器などの形態情報や血液の流れを表示することができる。図７に血液の流れ情報を知る機能（以下、超音波ドプラ血流計と呼ぶ）を備えた超音波診断装置のブロック図を示す。探触子１０１は送信器１０２で生成された電気パルスを超音波に変換し、図示しない被検体の体内に超音波を照射する。照射された超音波は、臓器や血管において反射し、探触子１０１に戻ってくる。戻ってきた超音波は探触子１０１で電気信号に変換され、受信器１０３を経てカラーフロー信号処理部１０４及びＢモード信号処理部１０５に入力される。
【０００３】
カラーフロー信号処理部１０４に入力された信号は直交検波器１０６で直交検波されてＩ成分、Ｑ成分に変換され、Ｉ成分、Ｑ成分がそれぞれメモリ１０７Ｉ、１０７Ｑに取り込まれる。カラーフロー信号処理においては、同じ部位の信号を数回蓄積し、その位相の変化から血流の情報を得る。送受信及び直交検波が同じ部位に対し、数回〜十数回程度行われてＩ成分、Ｑ成分がそれぞれメモリ１０７Ｉ、１０７Ｑに蓄積される。メモリ１０７Ｉ、１０７Ｑに蓄積された信号から同じ部位の信号を出力し、ＭＴＩフィルタ１０８Ｉ、１０８Ｑに入力する。ＭＴＩフィルタ１０８Ｉ、１０８Ｑは、一種のハイパスフィルタである。体内から返ってきた信号には血液からのものと血管壁や臓器などからのものがあり、血液からのものは位相の変化が大きく、血管壁や臓器などからのものは位相の変化が小さい。したがってハイパスフィルタにより血液の情報だけを抽出することができる。ＭＴＩフィルタ１０８Ｉ、１０８Ｑの出力は、相関演算器１０９に入力される。相関演算器１０９は信号の自己相関演算を行なうことで位相の変化の大きさ、すなわち血流の速度と振幅を算出する。
【０００４】
ここで、血液の流れの方向に対する超音波ビームの方向と、算出される血流速度の関係を記述しておく。図８に示すように血管１１３に対し、超音波ビームが角度θで交差するとき、本来の血流速度をｖとすると、相関演算器１０９により算出される速度Ｖ１は、
Ｖ１＝ｖcosθ
のようになる。したがって、超音波ビームと血流の方向が直交していれば、Ｖ１は常にゼロとなり、血流は検出されない。
【０００５】
一方、Ｂモード信号処理部１０５では、検波器１１０を用いて振幅情報を抽出する。検波の方式としては包絡線検波がよく用いられる。カラーフロー信号処理部１０４で得られた血流情報と、Ｂモード信号処理部１０５で得られた振幅情報は、ディジタルスキャンコンバータ（ＤＳＣ）１１１において１つの画像情報にまとめられ、表示器１１２に表示される。２次元画像を構成するためには、探触子１０１を構成する複数の振動子の開口の位置を少しずつずらして超音波の送受信を行なう方法が用いられている。２次元走査の実際は公知であるためその説明を割愛するが、最近では電気的な切替により行なう方式が主流である。
【０００６】
血流情報を得る際に、同じ部位の信号を数個〜十数個蓄積することは既に述べた。同じ部位の信号を蓄積するには、蓄積したい個数分の超音波の送受信を同じ部位に対して行なう必要がある。しかしながら同じ部位に何回も送受信を行なうと、１回の２次元走査を完了するまでの時間が長くなり、リアルタイム性が失われるという問題があり、これを解決する手法として、並列受信法が考案されている。並列受信法は、例えば下記の特許文献１に記されており、１本の送信ビームに対し受信ビームを複数本用いるものである。
【０００７】
図９を参照して並列受信法を説明する。図９は並列受信法の一例である。この図においては、受信ビームは２本である。開口１１４があり、送信開口と受信開口の中心は一致している（実際の装置では、送信開口幅と受信開口幅が異なる場合が多いが、ここでは説明を簡単にするために同一の開口幅とする）。開口１１４の中心から開口１１４に垂直に送信ビームＴＸを照射する。深さｄの点でのビーム形成を考えると、深さｄにおいては、２本の受信ビームＲＸ１、ＲＸ２は送信ビームＴＸから左右に微小角に振り分けられている。深さｄにおける送信ビームＴＸの焦点をＦｔｘとし、受信ビームＲＸ１、ＲＸ２の焦点をＦｒｘ１、Ｆｒｘ２とすると、送受の合成焦点Ｆ１、Ｆ２はそれぞれ、送信焦点Ｆｔｘと受信焦点Ｆｒｘ１、Ｆｒｘ２の間に位置し、例えば受信と送信のビーム集束度合いが同程度の場合は、送信焦点Ｆｔｘと受信焦点Ｆｒｘ１、Ｆｒｘ２の中間となる。
【０００８】
カラーフローを並列受信を用いて行なう場合の超音波ドプラ血流計を含む超音波診断装置のブロック図を図１０に示す。このブロック図においては、受信器１０３の出力が２本の受信ビームに対応した２本の出力となり、これを受ける形でカラーフロー信号処理部１０４の内部構成が２系統（図１０では、図７に示した参照符号にそれぞれａ、ｂを付して示す）となる。２系統のカラーフロー信号処理部１０４で抽出された血流成分はＤＳＣ１１１でＢモード信号処理部１０５の信号と共に２次元画像に構成されて表示器１１２に表示される。このように２つの方向からの信号を同時に受信することで、画像１枚に要する送受信の回数を減らすことができ、リアルタイム性の高い画像を提供することができる。
【特許文献１】特公昭５６−２００１７号公報（特許請求の範囲）
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００９】
この並列受信法をドプラ血流計に使用するにあたり、発生する問題を図１１を参照して説明する。図１１において、開口１１４を用いて送受信を行なったとする。今、送信ビームに対して直角に血管１１３が走行しており、血液が流れているとする。本来は直角方向ではドプラ偏移が起こらず、流れは検知できないはずである。ところが、受信ビームが送信ビームに対して左右に微小角開いた形状で形成されるために、合成ビームの方向１及び、合成ビームの方向２は血管に対してそれぞれ、角度φ１、φ２で交差することになる。角度φ１は９０度より大きく、角度φ２は９０度より小さい。したがって、検知される流れは受信ビーム１と受信ビーム２で逆方向となる。
【００１０】
送信ビームの角度と各受信ビームで算出される速度の一例を図１２に示す。この図においては、流速は１で合成ビームの方向１、合成ビームの方向２の送信ビームに対する角度がそれぞれ＋１０度、−１０度である場合を示している。合成ビームの角度の差がより顕著に反映されるのは、送信ビームと流体の移動方向が９０度付近であるときであることがわかる。
【００１１】
このため、図１３のように、それぞれの開口１〜５の位置において順次走査を行なうとすると、各走査位置での受信ビーム１は正方向の流れを、受信ビーム２は逆方向の流れを表示することになり、縞模様の画像が表示されることになる。
【００１２】
本発明はこの問題を解決し、並列受信法で動作させた場合に、血流画像の縞模様を防止することができる超音波ドプラ血流計を提供することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【００１３】
本発明は上記目的を達成するために、
１つの超音波送信ビームに対して同時に複数の受信ビームを得るための受信回路と、
前記受信回路により受信された信号から前記複数の受信ビームの各々ごとに体内の流体の流れ成分を検出する複数の相関器と、
前記複数の受信ビームの角度の違いによる前記複数の相関器の各出力の位相差を補正データにより補正する位相補正手段とを備えた構成とした。
この構成により、複数の受信ビームの角度の違いによる複数の相関器の各出力の位相差を補正データにより補正するので、並列受信法で動作させた場合に、血流画像の縞模様を防止することができる。
【００１４】
また、前記位相補正手段は、前記補正データとして前記複数の相関器の各出力の位相差を検出し、前記位相差を前記複数の相関器の各出力に加算又は減算して補正することを特徴とする。
この構成により、複数の受信ビームの角度の違いによる複数の相関器の各出力の位相差を補正データにより補正するので、並列受信法で動作させた場合に、血流画像の縞模様を防止することができる。
【００１５】
また、前記位相補正手段は、前記体内の流体の検出する深さに応じて異なる補正データにより、前記複数の受信ビームの角度の違いによる前記複数の相関器の各出力の位相差を補正することを特徴とする。
この構成により、検出する深さに関係なく血流画像の縞模様を防止することができる。
【００１６】
また、前記位相補正手段は、前記補正データを複数の送信ビームに対して求めて平均化して補正データとすることを特徴とする。
この構成により、検出する時間、位置に関係なく血流画像の縞模様を防止することができる。
【００１７】
また、前記位相補正手段は、前記補正データを時間方向に蓄積して平均化して補正データとすることを特徴とする。
この構成により、検出する血流のバラツキに関係なく血流画像の縞模様を防止することができる。
【００１８】
また、前記位相補正手段は、前記補正データの初期値として適当な値の補正データを用いて補正を行ない、補正結果により前記補正データを修正することを特徴とする。
この構成により、血流画像の縞模様を更に防止することができる。
【発明の効果】
【００１９】
本発明によれば、並列受信法で動作させた場合に、血流画像の縞模様を防止することができる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００２０】
以下、図面を参照して本発明の実施の形態について説明する。
＜第１の実施の形態＞
図１は本発明の第１の実施の形態における並列受信を行なう超音波ドプラ血流計のブロック図である。図１のブロック図は従来例の図１０に比較して、カラーフロー信号処理部１０４において、相関演算器１０９ａ、１０９ｂの出力を処理する位相補正部２００が追加されて設けられている点が異なる。
【００２１】
図２は位相補正部２００の内部構成のブロック図の一例である。図２において、相関演算器１０９ａの出力Ａｃｏｒと相関演算器１０９ｂの出力Ｂｃｏｒの差分＝Ａｃｏｒ−Ｂｃｏｒを減算器２０１において求める。減算器２０１の出力＝Ａｃｏｒ−Ｂｃｏｒは定数乗算器２０２において２分の１倍され、ラッチ２０３に取り込まれる。ラッチ２０３に取り込まれたデータＣ＝０．５×（Ａｃｏｒ−Ｂｃｏｒ）を補正データとして用い、減算器２０４により相関演算出力Ａから補正データを減算し、補正後データＡａｆｔ（ビームＡ出力）は、
Ａａｆｔ＝Ａ−Ｃ
となり、また、加算器２０５により相関演算出力Ｂに補正データを加算する。補正後データＢａｆｔ（ビームＢ出力）は、
Ｂａｆｔ＝Ｂ＋Ｃ
となる。
このことにより相関演算出力Ａと相関演算出力Ｂの間の位相の差をなくし、カラー表示の縞模様をなくすことができ、品質のよい画像を得ることができる。補正データを作成する相関演算器１０９ａ、ｂの出力の選択に関しては、第２の実施の形態以降に詳細を示す。
【００２２】
＜第２の実施の形態＞
図３は位相補正部２００の第２の実施の形態の内部構成のブロック図である。図３は図２と比較して、ラッチ２０３がメモリ２０６に置き代わっている。送信ビームの形状や深さにより変化する受信開口の大きさなどの要因により、合成ビームの偏向角度は深さにより変動する。図３においては、メモリ２０６に深さごとの補正データを記憶させ、相関演算器１０９ａの出力Ａ、相関演算器１０９ｂの出力Ｂに対し用いることで、どの深さにおいても正確な補正をかけることができる。
【００２３】
＜第３の実施の形態＞
図４は位相補正部２００の第３の実施の形態の内部構成のブロック図である。この構成においては、図２に比較してラッチ２０３が４つのラッチ２０３ａ、２０３ｂ、２０３ｃ、２０３ｄに拡張されている。これらのラッチ２０３ａ、２０３ｂ、２０３ｃ、２０３ｄには、異なる走査位置における位相補正データを蓄積する。そして、加算器２０７と乗算器２０８によりラッチ２０３ａ〜２０３ｄのデータの平均が取られる。つまり空間平均のデータを用いることになる。血流信号は時間や場所によりバラツキが大きいため、このように平均を取ることでより正確な補正が可能になる。ここでは単純平均としたが、各データに重み付けがあってもよい。また、ラッチ２０３ａ〜２０３ｄの代わりに第２の実施の形態のようにメモリを用いて深さにより異なるデータを使用することもできる。
【００２４】
＜第４の実施の形態＞
図５は位相補正部２００の第４の実施の形態の内部構成のブロック図である。この構成においては、図２に比較してラッチ２０３が積分器２０９に置き代わっている。第４の実施の形態では、積分器２０９により同じ部位の信号に関して時間方向に平均を行なう。このことで血流信号のバラツキによる誤差を小さくすることができる。この方法においても積分器２０９（若しくは積分器相当の機能）を多数用いて深さ方向に異なる補正データを用いることもできる。更に複数の走査部位の信号を平均する方法を併用することも可能である。
【００２５】
＜第５の実施の形態＞
図６は位相補正部２００の第５の実施の形態の内部構成のブロック図である。この構成においては図２に比較して、差分を検出する部分と補正データを用いる部分が前後している。ラッチ２０３にはとりあえず初期値として適当なデータを用い、このデータを減算器２０４、加算器２０５によりそれぞれ相関演算出力Ａ、Ｂに減算、加算する。この結果から差異を減算器２０１を用いて検出してラッチ２０３に格納して次の相関演算出力Ａ、Ｂの補正データとする。
【００２６】
また、図示されていない演算機能において、検出した差異が小さくなるようにラッチ２０３のデータを修正することにより、相関演算出力Ａ及びＢの差異を小さくすることができ、画像の縞模様を低減させることができる。この方法においても空間方向、時間方向に平均を取る手法は有効であり、また深さにより異なるデータを用いる方法も有効である。
【産業上の利用可能性】
【００２７】
本発明は、並列の受信ビームの方向の違いによる相関演算出力の違いを補正することができ、画像における縞模様の発生を防ぎ、精度のよい血流情報を提供することができるので、超音波ドプラ血流計などに利用することができる。
【図面の簡単な説明】
【００２８】
【図１】本発明の第１の実施の形態における超音波ドプラ血流計を含む超音波診断装置のブロック図
【図２】図１の位相補正部の内部構成を示すブロック図
【図３】本発明の第２の実施の形態における位相補正部の内部構成を示すブロック図
【図４】本発明の第３の実施の形態における位相補正部の内部構成を示すブロック図
【図５】本発明の第４の実施の形態における位相補正部の内部構成を示すブロック図
【図６】本発明の第５の実施の形態における位相補正部の内部構成を示すブロック図
【図７】従来例における超音波ドプラ血流計を含む超音波診断装置を示すブロック図
【図８】血流と超音波ビームの角度を示す説明図
【図９】並列受信法を示す説明図
【図１０】並列受信法を行なう従来例の超音波ドプラ血流計を含む超音波診断装置を示すブロック図
【図１１】従来例における超音波ドプラ血流計の並列受信法の問題点を示す説明図
【図１２】送信ビームの角度と各受信ビームで算出される速度を示す説明図
【図１３】従来例における超音波ドプラ血流計の並列受信法の問題点を示す説明図
【符号の説明】
【００２９】
１０１  探触子
１０２  送信器
１０３  受信器
１０４  カラーフロー信号処理部
１０５  Ｂモード信号処理部
１０６、１０６ａ、１０６ｂ  直交検波器
１０７Ｉ、１０７Ｑ、１０７Ｉａ、１０７Ｑａ、１０７Ｉｂ、１０７Ｑｂ  メモリ
１０８Ｉ、１０８Ｑ、１０８Ｉａ、１０８Ｑａ、１０８Ｉｂ、１０８Ｑｂ  ＭＴＩフィルタ
１０９、１０９ａ、１０９ｂ  相関演算器
１１０  検波器
１１１  ＤＳＣ（ディジタルスキャンコンバータ）
１１２  表示器
１１３  血管
１１４  開口
２００  位相補正部
２０１、２０４  減算器
２０２  定数乗算器
２０３、２０３ａ〜２０３ｄ  ラッチ
２０５、２０７  加算器
２０６  メモリ
２０８  乗算器
２０９  積分器
【図１】
2006325684.tif 000003
【図２】
2006325684.tif 000004
【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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