(57)【要約】  【課題】  周波数、フィルタの遮断特性に関係なくフィルタにおける位相歪を低減させることにより、フィルタによる過渡応答を抑制することができ、高精度な血流情報の推定が可能な超音波ドプラ血流計を提供する。  【解決手段】  超音波パルスを送受信する送受信手段と、送受信手段から得られた離散データのクラッタ成分を除去するフィルタリング手段１と、離散データから血流情報を推定する手段とを備え、フィルタリング手段は、離散データのクラッタ成分を除去する第１の高域通過フィルタ３と、第１の高域通過フィルタからの出力データのデータ列を時間軸に対して反転させる第１のデータ逆順部４と、第１のデータ逆順部からの出力データをフィルタリングし、第１の高域通過フィルタと同一の周波数応答を有する第２の高域通過フィルタ５と、第２の高域通過フィルタからの出力データのデータ列を時間軸に対して反転させる第２のデータ逆順部６を有する。【選択図】  図１
2006255022.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
超音波パルスを送受信し、離散データを得る送受信手段と、
前記離散データに対して低周波のクラッタ成分を除去するフィルタリング手段と、
前記クラッタが除去された離散データから血流情報を推定する手段とを備え、
前記フィルタリング手段は、
前記離散データをフィルタリングする第１の高域通過フィルタと、
前記第１の高域通過フィルタからの出力データのデータ列を時間軸に対して反転させる第１のデータ逆順部と、
前記第１のデータ逆順部からの出力データをフィルタリングする第２の高域通過フィルタと、
前記第２の高域通過フィルタからの出力データのデータ列を時間軸に対して反転させる第２のデータ逆順部とを有し、
前記第１の高域通過フィルタと前記第２の高域通過フィルタが同一の周波数応答を示すことを特徴とする超音波ドプラ血流計。
【請求項２】
超音波パルスを送受信し、得られた信号を離散データとする送受信手段と、
前記離散データに対して低周波のクラッタを除去するフィルタリング手段と、
前記クラッタ成分が除去された離散データから血流情報を推定する手段とを備え、
前記フィルタリング手段は、
前記離散データを時間軸に対して反転させる第１のデータ逆順部と、
反転された離散データをフィルタリングする第１の高域通過フィルタと、
前記第１の高域通過フィルタからの出力データのデータ列を時間軸に対して反転させる第２のデータ逆順部と、
前記第２のデータ逆順部からの出力データをフィルタリングする第２の高域通過フィルタとを有し、
前記第１の高域通過フィルタと前記第２の高域通過フィルタが同一の周波数応答を示すことを特徴とする超音波ドプラ血流計。
【請求項３】
前記フィルタリング手段は、前記離散データが前記フィルタリング手段に入力される以前のデータとして所定の値の初期値データを設定する制御手段を備えた請求項１または２記載の超音波ドプラ血流計。
【請求項４】
前記フィルタリング手段は、前記離散データの前後に、前記離散データと相関があり、かつ、データ端点において前記離散データの端部のデータ値となめらかに接続される値をもつ外挿データを付加するデータ外挿手段を有し、
前記データ外挿手段は、外挿データを付加した離散データを第１の高域通過フィルタまたは第１のデータ逆順部へ送信する請求項１〜３のいずれか一項に記載の超音波ドプラ血流計。
【請求項５】
前記データ外挿手段は、前記入力データの前後に接合部分のデータに対して点対称な値の外挿データを付加する請求項４記載の超音波ドプラ血流計。
【請求項６】
前記フィルタリング手段は、前記第２のデータ逆順部または前記第２の高域通過フィルタより送出されたデータに対して、前記データ外挿手段が付加したデータに対応するデータの一部または全部を破棄するデータ破棄手段を有する請求項４または５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、超音波のドプラ現象を利用して体内の血流情報を測定し、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、生体中の血流速分布を色に対応させ、白黒の二次元断層像（Ｂモード画像）と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。
【０００３】
図６は、超音波ドプラ血流計の構成を示すブロック図である。この図の送信部１０１は、超音波を発生させる信号を生成する。送信部１０１に接続されたプローブ１０２は、送信部１０１からの信号に基づき超音波パルスを生体内へ照射するとともに、その反射波である超音波パルスエコーを受信し電気信号に変換する。受信部１０３は、変換された電気信号を増幅する。位相検波部１０４は、増幅された電気信号を位相検波し、ドプラ偏移信号を発生させる。Ａ／Ｄ変換器１０５は、ドプラ偏移信号を離散データに変換する。
【０００４】
ＭＴＩフィルタ部１０６は、高域通過デジタルフィルタを有し、離散データからクラッタと呼ばれる不要な体内組織から生じる低周波数信号を除去する。速度演算部１０７は、クラッタ成分が除去されたドプラ偏移信号を用いて血流速度を算出し、血流速分布画像データを形成する。包絡線検波部１０８は、受信部１０３からの電気信号から包絡線検波を行い、Ｂモード画像データを生成する。デジタルスキャンコンバータ（ＤＳＣ）１０９は、速度演算部１０７からの血流速画像データおよび包絡線検波部１０８からのＢモード画像データを混合し走査変換する。モニタ１１０は、ＤＳＣ１０９からの信号に基づき二次元血流画像を表示する。
【０００５】
なお、ＭＴＩフィルタ部６は、低周波数において急峻な遮断特性が得られるという理由から無限インパルス応答フィルタ（ＩＩＲフィルタ）が用いられる。ＩＩＲフィルタは、位相特性が著しい非線型を有しており、過渡応答が極めて大きいため、フィルタリング後のデータに高周波成分が生じる。この高周波成分は、血流情報を反映したものではなく、血流情報の推定精度を悪化させる要因となる。
【０００６】
このような過渡応答に起因する血流速度推定精度の悪化を回避する方法として、フィルタ出力のうち過渡応答が現れているとみられる部分のデータを破棄する方法がある。しかし、過渡応答が大きいほど速度演算部７において使用できるデータ数が少なくなり、信号対雑音比の低下につながる。フィルタ出力のうち過渡応答が現れている部分のデータを破棄し、信号対雑音比を高くするためには、速度演算部７において使用できるデータ数を十分確保する必要がある。そのため、多くのドプラーデータが必要となり、超音波信号の同一方向への送受信回数を多くしなければならず、リアルタイム性が低下する。
【０００７】
この過渡応答の原因について、図７を用いて説明する。図７は、フィルタに入力されるデータおよびフィルタが認識するデータについて示した図である。ＭＴＩフィルタ部１０６にデータが入力される時刻を０とすると、入力はｘ（０）から始まるが、フィルタとしてはそれ以前のデータを値０として認識する。従って、時刻０より以前の負の時刻ではフィルタに入力されるフィルタリング対象データ値が０であったが、時刻０において対象データ値が０からｘ（０）まで急変すること、つまり、時刻０においてデータに不連続性が生じることが過渡応答の原因である。この不連続性の影響を緩和するために、一般的には、初期値減算処理（例えば、特許文献１参照）、テーパリングデータの外挿（例えば、特許文献２参照）、フィルタの初期値設定（例えば、特許文献３参照）のような対策がある。
【０００８】
初期値減算処理は、対象データ値ｘ（ｎ）から時刻０での対象データ値ｘ（０）を減算したデータに対しフィルタリングを行うものである。このように対象データを減算処理することで、時刻０におけるデータがステップ状に急変するという対象データ値の不連続性が緩和される。しかし、時刻０における対象データの微分係数に不連続性が残存し、フィルタリング後のデータに過渡応答による高周波成分が現れてしまう。
【０００９】
これを回避する対策がテーパリングデータ外挿である。これは時刻０の前後でのデータの微分係数が連続にするようなテーパリングされたデータ列を時刻０以前に外挿することにより、時刻０での微分係数の不連続性をなくし、さらに、外挿したデータの始点を擬似的に時刻０とみなすことができるので本来のデータ列全体を過渡応答の時間的影響範囲から遠ざけるものである。
【００１０】
クラッタ成分が血流成分と比較して大振幅の直流ないしは低周波成分から構成されることから、フィルタの初期値設定は、フィルタの入力データを時刻０の値と大きさが等しい単位ステップ入力に近似し、それが時刻０以前より無限に続いていたものとみなして、時刻０におけるフィルタの初期値として設定するものである。しかし、この手段によっては、時刻０でのデータの不連続性は緩和されるが、データの微分係数の不連続性はなくならない。
【特許文献１】特開昭６３−８４５３２号公報
【特許文献２】特開２００２−１４３１６２号公報
【特許文献３】特開平１０−１２７６４０号公報
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【００１１】
しかしながら、上記従来の対策では、フィルタリング対象データ値を人為的に加工することにより、過渡応答の影響を低減させるものであり、フィルタの遮断特性、クラッタの大きさまたは周波数によっては、十分に過渡応答を抑制することができず、血流情報の推定に使用するドプラ偏移データの一部を破棄しなければならない場合がある。従って、クラッタ除去能力、信号対雑音比を向上させ、さらに高精度な血流情報の推定には不十分であるという問題がある。
【００１２】
本発明は、上記従来の問題を解決するもので、周波数、フィルタの遮断特性に関係なくフィルタにおける位相歪を低減させることにより、フィルタによる過渡応答を抑制することができ、血流情報の推定に使用するデータを破棄することがなくなるため、クラッタ成分の除去能力、血流情報推定時の信号対雑音比を向上させ、高精度な血流情報の推定が可能な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】
上記目的を達成するために、本発明に係る第１の超音波ドプラ血流計は、超音波パルスを送受信し、離散データを得る送受信手段と、前記離散データに対して低周波のクラッタ成分を除去するフィルタリング手段と、前記クラッタが除去された離散データから血流情報を推定する手段とを備え、前記フィルタリング手段は、前記離散データをフィルタリングする第１の高域通過フィルタと、前記第１の高域通過フィルタからの出力データのデータ列を時間軸に対して反転させる第１のデータ逆順部と、前記第１のデータ逆順部からの出力データをフィルタリングする第２の高域通過フィルタと、前記第２の高域通過フィルタからの出力データのデータ列を時間軸に対して反転させる第２のデータ逆順部とを有し、前記第１の高域通過フィルタと前記第２の高域通過フィルタが同一の周波数応答を示すことを特徴とする。この構成により、データのフィルタリングによる過渡応答を抑制することができる。
【００１４】
また、本発明に係る第２の超音波ドプラ血流計は、超音波パルスを送受信し、得られた信号を離散データとする送受信手段と、前記離散データに対して低周波のクラッタを除去するフィルタリング手段と、前記クラッタ成分が除去された離散データから血流情報を推定する手段とを備え、前記フィルタリング手段は、前記離散データを時間軸に対して反転させる第１のデータ逆順部と、反転された離散データをフィルタリングする第１の高域通過フィルタと、前記第１の高域通過フィルタからの出力データのデータ列を時間軸に対して反転させる第２のデータ逆順部と、前記第２のデータ逆順部からの出力データをフィルタリングする第２の高域通過フィルタとを有し、前記第１の高域通過フィルタと前記第２の高域通過フィルタが同一の周波数応答を示すことを特徴とする。この構成によっても、第１の超音波ドプラ血流計と同様の効果を得ることができる。
【００１５】
また、前記フィルタリング手段は、前記離散データが前記フィルタリング手段に入力される以前のデータとして所定の値の初期値データを設定する制御手段を備えた構成にすることもできる。この構成により、データの入力時におけるデータの不連続性を防ぐことができる。
【００１６】
また、前記フィルタリング手段は、前記離散データの前後に、前記離散データと相関があり、かつ、データ端点において前記離散データの端部のデータ値となめらかに接続される値をもつ外挿データを付加するデータ外挿手段を有し、前記データ外挿手段は、外挿データを付加した離散データを第１の高域通過フィルタまたは第１のデータ逆順部へ送信する構成にすることもできる。この構成により、データ入力時におけるデータの微分係数における不連続性を防ぐことができる。
【００１７】
また、前記データ外挿手段は、前記入力データの前後に接合部分のデータに対して点対称な値の外挿データを付加する構成にすることもできる。この構成により、データのフィルタによる過渡応答を抑制することができる。
【００１８】
また、前記フィルタリング手段は、前記第２のデータ逆順部または前記第２の高域通過フィルタより送出されたデータに対して、前記データ外挿手段が付加したデータに対応するデータの一部または全部を破棄するデータ破棄手段を有する構成にすることもできる。
【発明の効果】
【００１９】
本発明によれば、周波数、フィルタの遮断特性に関係なくフィルタにおける位相歪を低減させることにより、フィルタによる過渡応答を抑制することができ、血流情報の推定に使用するデータを破棄することがなくなるため、クラッタ成分の除去能力、血流情報推定時の信号対雑音比を向上させ、高精度な血流情報の推定が可能な超音波ドプラ血流計を提供することができる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００２０】
以下、本発明の実施の形態について、図面を参照しながら説明する。
【００２１】
まず、本実施の形態における超音波診断装置の構成について説明する。図１は、本発明のドプラ血流計におけるＭＴＩフィルタ部の一構成例を示すブロック図である。このＭＴＩフィルタ部１（フィルタリング手段）は、図６に示す従来の超音波ドプラ血流計のＭＴＩフィルタ部１０６に対応するものである。ＭＴＩ（Ｍｏｖｉｎｇ  Ｔａｒｇｅｔ  Ｉｎｄｉｃａｔｏｒ）フィルタは、ハイパスデジタルフィルタである。本実施の形態における超音波ドプラ血流計は、ＭＴＩフィルタ部１以外の構成要素については、図６に示す従来例と同様であるので、その説明は省略する。
【００２２】
データ外挿部２（データ外挿手段）は、図６に示す送信部１０１、プローブ１０２、受信部１０３（送受信手段）により検出され、デジタル化された血流データにデータを外挿する。第１の高域通過フィルタ３は、ＩＩＲフィルタで構成され、外挿されたデータの低周波成分をカットする。第１のデータ逆順部４は、第１の高域通過フィルタ３を通過したデータの時間的順序を反転させる。第２の高域通過フィルタ５は、ＩＩＲフィルタで構成され、第１の高域通過フィルタ３同一の周波数応答を有し、第２のデータ逆順部６は、第１のデータ逆順部４と同一の特性を有する。データ破棄部７（データ破棄手段）は、データ外挿部２により付加されたデータに対応するデータを破棄し、残りのデータを血流量の推定のため、速度演算部１０７（血流情報を推定する手段）へ送信する。制御部８（制御手段）は、外挿データの付加および破棄、初期値設定のための制御を行う。なお、第１の高域通過フィルタ３および第２の高域通過フィルタ５は、ＩＩＲフィルタを用いることが好ましいが、これに限定されず、他のフィルタを用いることも可能である。
【００２３】
次に、上記のＭＴＩフィルタ部１のような構成において、周波数、フィルタの遮断特性に依らずフィルタの過渡応答を抑制する方法について、その原理を説明する。図２Ａ、図２Ｂ、図２Ｃは、フィルタの過渡応答を抑制する原理を示すブロック図である。各ブロックの入出力信号ｘ（ｎ）、ｙf（ｎ）、ｙf（−ｎ）、ｙfb（ｎ）、ｙfb（−ｎ）の離散データの一例を各入出力信号の下に示す。
【００２４】
図２Ａにおいて、第１のフィルタ１１と、第２のフィルタ１３とは同一の周波数応答特性を示す一般的なフィルタであり、第１のデータ逆順部１２と、第２のデータ逆順部１４はデータの時間的順序を反転するものである。図２Ａの入力データをｘ（ｎ）、第１のフィルタ１１、第２のフィルタ１３のインパルス応答をｈ（ｎ）、第１のフィルタ１１によりフィルタリング（順方向フィルタリング）されたデータをｙf（ｎ）とし、それぞれのｚ変換をＸ（ｚ）、Ｈ（ｚ）、Ｙf（ｚ）とすると、
Ｙf（ｚ）＝Ｈ（ｚ）Ｘ（ｚ）
の関係が成り立つ。
【００２５】
第１のデータ逆順部１２において、ｙf（ｎ）がデータの時間的順序を反転したデータ列ｙf（−ｎ）が生成される。反転されたデータ列は、第２のフィルタ１３において、フィルタリング（逆方向フィルタリング）が行われ、その出力ｙfb（ｎ）のｚ変換は、ｙf（−ｎ）のｚ変換がＹf（１／ｚ）であるから、
Ｙfb（ｚ）＝Ｙf（１／ｚ）Ｈ（ｚ）＝Ｈ（ｚ）Ｈ（１／ｚ）Ｘ（１／ｚ）
となる。さらに、このｙfb（ｎ）を時間軸に対して反転させたデータ列ｙRfb（ｎ）＝ｙfb（−ｎ）のｚ変換は、
ＹRfb（ｚ）＝Ｙfb（１／ｚ）＝Ｈ（ｚ）Ｈ（１／ｚ）Ｘ（ｚ）
となる。
【００２６】
図２Ｂは、図２Ａに示すフィルタの一連の処理過程を１つの合成フィルタＧ１５とみなしたブロック図である。合成フィルタＧ１５の伝達関数Ｇ（ｚ）は、上記式より、
Ｇ（ｚ）＝Ｈ（ｚ）Ｈ（１／ｚ）
となる。上記式にｚ＝ｅjwを代入して得られるこの伝達関数の周波数特性Ｇ（ｅjw）は、Ｇ（ｅjw）＝Ｈ（ｅ-jw）Ｈ（ｅjw）＝｜Ｈ（ｅjw）｜2となり、位相歪を生じさせない。よって、フィルタの一連の処理過程において、周波数、遮断特性に関わらず位相歪が０となる。
【００２７】
つまり、入力データｘ（ｎ）を第１のフィルタ１１によりフィルタリング（順方向フィルタリング）し、得られたデータｙfを時間的に反転させたデータ列ｙf（−ｎ）を第２のフィルタ１３によりフィルタリング（逆方向フィルタリング）を行い、得られたデータ列ｙfbを反転させて得られるデータ列ｙRfbは、ｘ（ｎ）との位相差が、周波数に関係なく０となる。
【００２８】
図２Ｃは、別の構成の入力信号に対するフィルタの信号処理過程を示すブロック図である。図２Ｃに示す構成は、図２Ａに示す構成のデータの入力側に対して、第１のフィルタ１１と第１のデータ逆順部１２および第２のフィルタ１３と第２のデータ逆順部１４をそれぞれ入れ替えた構成である。
【００２９】
従って、入力データｘ（ｎ）の時間的順序を逆にしたデータｘ（−ｎ）を第１のフィルタ１１によりフィルタリング（逆方向フィルタリング）し、得られたデータｙb（ｎ）を反転させたデータ列ｙb（−ｎ）を第２のフィルタ１３によって、フィルタリング（順方向フィルタリング）を行えば、入力データｘ（ｎ）とｙbf（ｎ）のそれぞれのｚ変換Ｘ（ｚ）、Ｙbf（ｚ）は、
Ｙbf（ｚ）＝Ｈ（ｚ）Ｈ（１／ｚ）Ｘ（ｚ）
の関係が成り立つ。この伝達関数の周波数特性も虚数項を持たない。つまり、逆方向フィルタリングを行った後に順方向フィルタリングを行った場合にも、フィルタの一連の処理により、データの周波数、フィルタの遮断特性に依らず入力データと出力データの位相差が０となる。
【００３０】
しかし、上記説明は、理論上は成り立つが、実際には、位相推移を完全に無くすことはできない。これは、順方向フィルタリングを行った後に逆方向フィルタリングを行う順逆フィルタリングにおいて得られたデータ列ｙfbと、逆方向フィルタリングを行った後に順方向フィルタリングを行う逆順フィルタリングにおいて得られたデータ列ｙbfは、理論上、入力データが同一であるならば一致するはずであるが、実際には両フィルタリングでの位相推移の対称性は保証されないからである。
【００３１】
従って、一般にはこの対称性をできる限り保証するようにフィルタの初期値を設定する。フィルタの初期値設定方法については、順逆フィルタリング後の波形と逆順フィルタリング後の波形とを用いて、両者の対称性が保証されるように最小２乗法によって推定するのが最適であるが、本発明は初期値の設定手法をこれに限定するものではなく、できるだけ対称性を保証できる手法であれば何でも良く、例えば、フィルタの状態方程式から初期値を推定する手法や最初の入力データの値を初期値とする手法を用いても良い。
【００３２】
次に、上記原理を用いて初期値設定を行うＭＴＩフィルタ部１の一例について説明する。図３は、ＭＴＩフィルタ部１を構成する高域通過フィルタであるＩＩＲフィルタの一構成例を示すブロック図である。
【００３３】
この高域通過フィルタは、乗算器３１〜３５と、加算器３６〜３８と、レジスタ３９、４２と、セレクタ４０、４３とライン４１、４４を有する。セレクタ４０、４３には、ＯＮ側にレジスタ３９、４２が接続され、ＯＦＦ側には図１における制御部８からの初期値ライン４７、４８が接続され、セレクタ４０、４３のスイッチングは、初期値設定ライン４５、４６を介して、制御部８により制御される。乗算器３１〜３５に入力される信号ｂ３、ｂ２、ｂ１、ａ３、ａ２は、ＩＩＲフィルタのフィルタ係数を示す。レジスタ３９、４２は、信号を一時的に記憶する。
【００３４】
図３に示すＩＩＲフィルタは、時刻ｎにおける入力をｘ（ｎ）、出力をｙ（ｎ）とすると、
ｙ（ｎ）＝ｂ１ｘ（ｎ）＋ｂ２ｘ（ｎ−１）＋ｂ３ｘ（ｎ−２）−（ａ２ｙ（ｎ−１）＋ａ３ｙ（ｎ−２））
となり、その伝達関数Ｈ（ｚ）は、
Ｈ（ｚ）＝（ｂ１＋ｂ２ｚ-1＋ｂ３ｚ-2）／（１＋ａ２ｚ-1＋ａ３ｚ-2）
となり、フィルタ係数を設定することにより所望の伝達関数を得ることができる。
【００３５】
以上のように構成される超音波ドプラ血流計のＭＴＩフィルタの動作について図１、図３、図４および図５を参照しながら説明する。図４、図５は、それぞれ、データ外挿部２、第１の高域通過フィルタ３におけるデータのタイミングチャートである。
【００３６】
まず、図４（ａ）に示すように、Ａ／Ｄ変換部１０５から送られる被検体内の同一部位からのドプラ偏移信号データ列は、データ外挿部２において、制御部８からの制御信号がＯＮの場合には、外挿データを付加されて（図４（ｃ））、制御信号がＯＦＦの場合には、外挿データを付加されずに（図４（ｂ））、後段の第１の高域通過フィルタ３へ入力される。第１の高域通過フィルタ３へ入力されたデータは、その遮断特性に従ってクラッタ成分が除去される。
【００３７】
その際、上述したように、第１の高域通過フィルタ３の初期値を設定する必要がある。図３に示すように、第１の高域通過フィルタ３は制御部８により制御されるセレクタ４０、４３と、セレクタ４０、４３を制御する制御信号を伝達する初期値設定ライン４５、４６と初期値ライン４７、４８を有しており、ライン４１、４４に出力されるデータを制御部８により設定された初期値ライン４７、４８の値もしくはレジスタ３９、４２の値に切り替えることができる。
【００３８】
例えば、超音波診断装置が受信した最初のデータをデータが外挿部２から入力される以前において、制御部８から初期値ライン４７、４８に適切な初期値が出力され、かつ、初期値設定ライン４５、４６を介して制御部８により、セレクタ４０、４３が図５（ｄ）に示すようにＯＦＦ側の信号へ接続されるよう設定される。従って、図５（ｂ）、（ｃ）に示すように第１の高域通過フィルタ３の初期値Ｘ１、Ｘ２がライン４１、４４に出力され、これによりフィルタの初期値設定が行われる。なお、本発明は上述した制御信号のタイミング等、初期値設定方法をこれに限定するものではなく、フィルタの初期値が適切に設定できるのであれば良い。
【００３９】
初期設定完了後、データが入力され、初期値設定ライン４５、４６を介して制御部８によりセレクタ４０、４３が図５（ｄ）に示すようにＯＮ側の信号へ接続される。これにより、第１の高域通過フィルタ３は、図５（ｄ）に示ようにデータ外挿部２からのデータに対してフィルタリングを行う。
【００４０】
次に、フィルタリングされたデータは、第１のデータ逆順部４へ送信される。第１のデータ逆順部４により受信されたデータは、データの時間的順序に対して反転される。反転されたデータは、第１の高域通過フィルタ３と同じ伝達関数を有する第２の高域通過フィルタ５に送信される。第２の高域通過フィルタ５によりフィルタリングされたデータは、第２のデータ逆順部６に送信され、データの時間的順序に対して反転される。
【００４１】
反転されたデータは、データ破棄部７に送信される。データ破棄部７では、データ外挿部２において外挿データが付加された場合に外挿したデータに対応するデータを破棄するが、データを破棄するか否かは、データを外挿する場合と同様、制御部８からの信号により制御され、破棄しない場合は、反転されたデータがそのまま出力される。
【００４２】
なお、破棄するデータの位置およびデータ数は、データ外挿部２において外挿したデータの位置およびデータ数と同一であることが望ましい。しかし、本実施の形態においては、同一の場合に限定するものではなく、出力データの過渡応答を抑制でき、かつ、速度演算部７における血流情報推定時の信号対雑音比を適切に保つことができれば、破棄するデータの位置およびデータ数と付加したデータの位置およびデータ数が同一である必要はない。
【００４３】
出力されたデータが、速度演算部１０７により演算されることにより血流量が測定される。以下従来の超音波ドプラ血流計と同様であり、説明を省略する。
【００４４】
なお、本発明に係る超音波ドプラ血流計は、ＭＴＩフィルタ部６において過渡応答を抑制するために、順方向フィルタリングを行った後に逆方向フィルタリングを行い得られたデータ列を反転させる構成であるが、本発明は、これに限定されるものではなく、例えば、逆方向フィルタリングを行った後に順方向フィルタリングを行う構成にすることもできる。
【００４５】
また、データ外挿部２が付加するデータは、離散データと関連が有り、離散データとの接合部において離散データとなめらかに接続する構成にすることもできる。ここで、なめらかにとは、データが連続的に接合され、隣接するデータとで形成する傾きがデータの接合部で急激に変化しないことである。好ましくは、付加するデータが接合部において離散データに対し点対称である。
【００４６】
以上のような超音波診断装置により、フィルタの過渡応答を抑制することができ、血流情報の推定に使用するデータを破棄することがなくなるため、クラッタ成分の除去能力、血流情報推定時の信号対雑音比を向上させ、高精度な血流情報の推定が可能となる。
【００４７】
なお、第１の高域通過フィルタ３と第２の高域通過フィルタ５の周波数応答を同一のものとしたが厳密に同一である必要はなく、過渡応答を抑えることができる範囲のフィルタであればよい。
【００４８】
また、周波数の低いクラッタ成分を除去するために、高域を通過させるＭＴＩフィルタを用いたが、ドプラ血流データの周波数成分を通過させるバンドパスフィルタを用いても同様の効果を得ることができる。
【産業上の利用可能性】
【００４９】
本発明の超音波ドプラ血流計は、血流情報推定に使用するデータを無駄に破棄することなくクラッタ成分を除去することができるので、クラッタ除去能力および血流情報推定時の信号対雑音比が向上し、高精度な血流情報の推定が可能であるという効果を有し、医療分野の血流動態の診断などにおいて有用である。
【図面の簡単な説明】
【００５０】
【図１】本発明の実施の形態におけるＭＴＩフィルタの構成を示すブロック図
【図２Ａ】本実施の形態におけるフィルタの過渡応答を抑制する原理を示す概念図
【図２Ｂ】同フィルタの過渡応答を抑制する原理を示す概念図
【図２Ｃ】同フィルタの過渡応答を抑制する原理を示す概念図
【図３】本発明の実施の形態における高域通過フィルタの構成を示すブロック図
【図４】本発明の実施の形態におけるデータ外挿部のタイミングチャート
【図５】本発明の実施の形態における高域通過フィルタのタイミングチャート
【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】フィルタに入力されるデータとフィルタが認識するデータを示す図
【符号の説明】
【００５１】
１  ＭＴＩフィルタ
２  データ外挿部
３、１１  第１の高域通過フィルタ
４、１２  第１のデータ逆順部
５、１３  第２の高域通過フィルタ
６、１４  第２のデータ逆順部
７  データ破棄部
８  制御部
１５  合成フィルタＧ
３１〜３５  乗算器
３６〜３８  加算器
３９、４２  レジスタ
４０、４３  セレクタ
４１、４４  ライン
４５、４６  初期値設定ライン
４７、４８  初期値ライン
【図１】
2006255022.tif 000003
【図２Ａ】
2006255022.tif 000004
【図２Ｂ】
2006255022.tif 000005
【図２Ｃ】
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【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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