(57)【要約】      （修正有）【課題】スペックルノイズによる血流速度の算出値の乱れを改善し血流速度を高精度に算出可能な超音波診断装置を提供する。【解決手段】被検体内の互いに異なる深さ位置に焦点を結ぶ超音波ビームをプローブに送波させる複数種類のパルス信号を生成してプローブに順次に送信し、複数種類のパルス信号に応じた複数種類の受信信号を生成し、それら複数種類の受信信号に基づいて血流速度を算出し、その算出された血流速度の、観察領域内の分布を表示する。【選択図】図５
2015084976.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
被検体内への超音波ビームの送波と該被検体内で反射して戻ってきた超音波の受波とを担うプローブと、
被検体内の互いに異なる深さ位置に焦点を結ぶ超音波ビームを前記プローブに送波させる複数種類のパルス信号を生成して該プローブに順次に送信する送信部と、
前記プローブでの超音波の受波を捉えて、前記複数種類のパルス信号に応じた複数種類の受信信号を生成する受信部と、
前記受信部で生成された前記複数種類の受信信号に基づいて血流速度を算出する演算部と、
前記演算部で算出された血流速度の、観察領域内の分布を表示する表示部とを備えたことを特徴とする超音波診断装置。
【請求項２】
前記送信部は、中心周波数が互いに異なり、かつ、被検体内の、中心周波数に応じてそれぞれ異なる深さ位置に焦点を結ぶ超音波ビームを前記プローブに送波させる複数種類のパルス信号を生成して、該複数種類のパルス信号を該プローブに順次送信するものであることを特徴とする請求項１記載の超音波診断装置。
【請求項３】
前記演算部が、前記受信部で生成された、それぞれが超音波ビームを表わす、前記複数種類のバースト波信号に応じた複数種類の受信信号のうちの各１種類の受信信号ごとに、超音波のドプラ遷移に基づく血流速度の１次算出を行なう１次算出部と、該複数種類の受信信号に基づいて該１次算出部で１次算出された血流速度の複数の算出値に基づいて血流速度の２次算出を行なう２次算出部とを有するものであることを特徴とする請求項２記載の超音波診断装置。
【請求項４】
前記送信部は、被検体内の互いに異なる深さ位置に焦点を結ぶ超音波ビームを前記プローブに送波させる、１つのパルス信号内における周波数の変化軌跡が互いに異なる複数種類のチャープ信号からなる複数種類のパルス信号を生成して、該プローブに順次送信するものであることを特徴とする請求項１記載の超音波診断装置。
【請求項５】
前記演算部が、前記受信部で生成された、それぞれが超音波ビームを表わす、前記複数種類のパルス信号に応じた複数種類の受信信号を互いに加算することにより加算受信信号を生成し、該加算受信信号に基づいて血流速度を算出するものであることを特徴とする請求項４記載の超音波診断装置。
【請求項６】
前記複数種類のチャープ信号が、１つのパルス信号内において周波数が上昇した後下降する山形の周波数カーブを描く第１のチャープ信号と、１つのパルス信号のパルス幅内において周波数が下降した後上昇する谷形の周波数カーブを描く第２のチャープ信号とを含むものであることを特徴とする請求項４記載のカラードプラ超音波診断装置。
【請求項７】
前記複数種類のチャープ信号が、１つのパルス信号内において周波数が連続的に上昇する周波数カーブを描く第１のチャープ信号と、１つのパルス信号内において周波数が連続的に下降する周波数カーブを描く第２のチャープ信号とを含むものであることを特徴とする請求項４記載の超音波診断装置。
【請求項８】
前記演算部は、血流速度を、２つの前記受信信号の、波形どうしが近似している領域のずれ量に基づいて算出するものであることを特徴とする請求項４から７のうちいずれか１項記載の超音波診断装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は被検体内に超音波ビームを送波し反射して戻ってきた超音波を受波して受信信号を得、その受信信号に基づいて超音波のドプラ遷移に基づく血液速度を算出して、観察領域内の血流速度分布をカラー表示する超音波診断装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
被検体、とりわけ人体の内部の画像を写し出す装置の１つとして、超音波を送受信して得た受信信号に基づいて画像を表示する超音波診断装置が知られている。その超音波診断装置には、通常、受信信号に基づいて被検体内の観察領域内の血流分布をカラー表示する機能が備えられている。
【０００３】
この超音波診断装置では、電圧印加を受けて振動して超音波を送波し、また超音波による振動を受けて電圧信号を発生する超音波振動子が多数個配列された超音波探触子を備えたプローブが使われる。このプローブの超音波探触子を被検体の体表に宛てがい、超音波探触子を構成している多数個の超音波振動子のそれぞれに、所定の遅延パターンに従ってそれぞれ遅延された、中心周波数ｆ０の複数のパルスからなるバースト波信号を印加する。すると、その超音波探触子から被検体内に、中心周波数ｆ０の、所定の深さ位置に焦点を結ぶ超音波ビームが所定の方向に送波される。そしてその反射超音波を、超音波探触子を構成する複数の超音波振動子のそれぞれでピックアップして複数の信号を得、それら複数の信号を所定の遅延パターンに従ってそれぞれ遅延させて互いに加算する。これにより、被検体内に延びる超音波ビームを表わす、ＲＦ信号としての受信信号が得られる。この超音波送受信が複数回繰り返され、その間の超音波のドプラ遷移による位相の変化Φ（ｔ）が求められて、その位相の変化Φ（ｔ）と中心周波数ｆ０とから、
【０００４】
【数１】
2015084976.tif 000003
【０００５】
但し、Ｔは送受信の繰返し周期
Ｃは音速
Ｖｄ（ｔ）は超音波ビーム方向のドプラ速度（血流速度）
ｔは時刻
である。
が算出される。そして、観察領域内の各点の速度Ｖｄを、通常は体表に近づく向きの血流が赤、遠ざかる向きの血流が青で、かつＶｄの大きさを色の輝度で表現する。この演算法は、複素自己相関法と呼ばれる。
【０００６】
特許文献１には、この複素自己相関法において、２つの周波数の超音波を送受信して位相差を補正する提案がなされている。
【０００７】
また、この複素自己相関法に代えて、時間領域の相互相関法（ＣＣＭ）を採用することも提案されている。このＣＣＭを採用すると、上記の複素自己相関法を採用したときのような、血流速度の算出可能速度範囲の制限を受けずに、高速な血流速度も算出可能である。
【０００８】
ただし、このＣＣＭは計算量が膨大である。特許文献２には、このＣＣＭにおいて計算量を低減させる提案がなされている。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００９】
【特許文献１】特開平４−２６９９４９号公報
【特許文献２】特開２００１−２８６４７２号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【００１０】
上記の複素自己相関法、ＣＣＭのいずれを採用した場合も、血流による反射超音波を捉え、その反射超音波を表わす受信信号に基づいて血流速度を算出する演算法である。
【００１１】
ここで、血流による超音波の反射は、血液中の多数の赤血球等で発生するが、多数の赤血球等によるランダムな散乱反射により、いわゆるスペックルノイズが発生し、これにより弱め合う干渉が発生した点においては受信信号が弱まって、算出される位相の変化が激しく、分散が大きく、速度が正確に求められなくなるケースが頻繁に発生する。
【００１２】
上掲の特許文献１には、２つの周波数の超音波を送受信して位相差を補正する提案がなされている。しかながら、上記の（１）式に基づく血流速度Ｖｄ（ｔ）を算出するには、中心周波数ｆ０で割り算する必要があるにも拘わらず、２つ存在する中心周波数をどのように使って血流速度を算出するのか不明である。また、２つの周波数の超音波を送受信して位相差を補正することによってスペックルノイズあるいはその他のノイズの影響による血流速度の算出値の乱れが解消されるかどうか不明である。
【００１３】
また、ＣＣＭを採用した特許文献２には、互いに極性を反転させた関係にある２つの超音波ビームを送受信して得た受信信号の位相を補正して互いに加算することにより、超音波ビームのサイドロープを低減させる提案がなされている。ただし、この提案は、メインの超音波ビームのビーム径を細めるものではなく、ノイズの影響による血流速度の誤検出を有効に低減させるとは考え難い。
【００１４】
本発明は、上記事情に鑑み、ノイズの影響による血流速度の誤検出を低減させた超音波診断装置を提案すること目的とする。
【課題を解決するための手段】
【００１５】
上記目的を達成する本発明の超音波診断装置は、
被検体内への超音波ビームの送波と被検体内で反射して戻ってきた超音波の受波とを担うプローブと、
被検体内の互いに異なる深さ位置に焦点を結ぶ超音波ビームをプローブに送波させる複数種類のパルス信号を生成してプローブに順次に送信する送信部と、
プローブでの超音波の受波を捉えて、複数種類のパルス信号に応じた複数種類の受信信号を生成する受信部と、
受信部で生成された複数種類の受信信号に基づいて血流速度を算出する演算部と、
演算部で算出された血流速度の、観察領域内の分布を表示する表示部とを備えたことを特徴とする。
【００１６】
本発明の超音波診断装置は、被検体内の互いに異なる深さ位置にそれぞれ焦点を結ぶ複数の超音波ビームを送波している。したがってこれらの超音波ビームを総合すると、被検体内の深さ方向の広い領域においてビーム径が細く絞られた超音波ビームに相当する演算を行なうことができる。このためノイズの影響による血流速度の検出精度の低下を抑え、高い検出精度を確保することができる。
【００１７】
ここで、本発明の超音波診断装置において、上記送信部は、中心周波数が互いに異なり、かつ、被検体内の、中心周波数に応じてそれぞれ異なる深さ位置に焦点を結ぶ超音波ビームをプローブに送波させる複数種類のパルス信号を生成して、それら複数種類のパルス信号をプローブに順次送信するものであることが好ましい。
【００１８】
超音波ビームはその中心周波数によって被検体内を進む間の減衰率が異なり、またその中心周波数によってビーム径を有効に絞ることのできる焦点距離が異なる。そこで上記のように中心周波数が互いに異なり、かつ、被検体内の、中心周波数に応じてそれぞれ異なる深さ位置に焦点を結ぶ超音波ビームを使うと、複数の超音波ビームを総合したときに、被検体内の深さ方向の広い領域において、ビーム径をさらに細く絞ることができ、ノイズの影響による血流速度の検出精度の低下をさらに有効に抑えることができる。
【００１９】
また、本発明の超音波診断装置において、互いに中心周波数が異なる複数の超音波ビームを送波する場合に、上記演算部が、受信部で生成された、それぞれが超音波ビームを表わす、複数種類のバースト波信号に応じた複数種類の受信信号のうちの各１種類の受信信号ごとに、超音波のドプラ遷移に基づく血流速度の１次算出を行なう１次算出部と、それら複数種類の受信信号に基づいて１次算出部で１次算出された血流速度の複数の算出値に基づいて血流速度の２次算出を行なう２次算出部とを有するものであることが好ましい。
【００２０】
各周波数の受信信号に基づいて血流速度の１次算出を行い、複数の周波数の血流速度の算出値に基づく血流速度の２次算出を行なうことにより、スペックルノイズに強い高精度な血流速度が求められる。
【００２１】
また、本発明の超音波診断装置において、上記送信部は、被検体内の互いに異なる深さ位置に焦点を結ぶ超音波ビームをプローブに送波させる、１つのパルス信号内における周波数の変化軌跡が互いに異なる複数種類のチャープ信号からなる複数種類のパルス信号を生成して、プローブに順次送信するものであることも好ましい態様である。
【００２２】
チャープ信号には様々な周波数成分が含まれており、したがってスペックルノイズの影響を一層有効に抑えることができる。
【００２３】
また、本発明の超音波診断装置において、複数種類のチャープ信号を用いた態様の場合に、上記演算部が、受信部で生成された、それぞれが超音波ビームを表わす、複数種類のパルス信号に応じた複数種類の受信信号を互いに加算することにより加算受信信号を生成し、加算受信信号に基づいて血流速度を算出するものであることが好ましい。
【００２４】
超音波の周波数が異なるとスペックルノズルの表われ方が異なり、超音波の周波数によって受信信号が弱められる箇所が異なる。したがって複数種類の受信信号を互いに加算すると、受信信号の弱められる箇所がそれら複数種類の受信信号により互いに相殺された加算受信信号が得られる。この加算受信信号を生成し、その加算受信信号に基づいて血流速度を算出することにより、スペックルノイズの影響を受け難い高精度な血流速度が算出される。
【００２５】
ここで、上記複数種類のチャープ信号が、１つのパルス信号内において周波数が上昇した後下降する山形の周波数カーブを描く第１のチャープ信号と、１つのパルス信号のパルス幅内において周波数が下降した後上昇する谷形の周波数カーブを描く第２のチャープ信号とを含むものであってもよく、あるいは上記複数種類のチャープ信号が、１つのパルス信号内において周波数が連続的に上昇する周波数カーブを描く第１のチャープ信号と、１つのパルス信号内において周波数が連続的に下降する周波数カーブを描く第２のチャープ信号とを含むものであってもよい。
【００２６】
また、本発明の超音波診断装置において、チャープ信号を採用した場合、上記演算部は、血流速度を、２つの受信信号の、波形どうしが近似している領域のずれ量に基づいて算出するものであることが好ましい。
【００２７】
チャープ信号は、様々な周波数成分の集合体からなる、複素自己相関法を採用しようとすると、中心周波数が一意に定まらないため、上述の（１）式による血流速度の算出は困難であって、前掲の特許文献１と同じジレンマに陥る可能性がある。
【００２８】
ＣＣＭに代表されるような、２つの加算受信信号の波形どうしが近似している領域のずれ量に基づいて血流速度を算出する演算法を採用すると、そのような矛盾が生じなくて済み、この点からも高精度な血流速度の算出に役立つ。
【発明の効果】
【００２９】
以上の本発明によれば、スペックルノイズによる血流速度の算出値の乱れが改善され、血流速度の高精度な算出が可能となる。
【図面の簡単な説明】
【００３０】
【図１】従来の一例としての超音波診断装置の構成を表わすブロック図である。
【図２】複数回（ここではＮ回）の超音波ビームを送波するときに送信部で生成されるパルス信号送受信間隔の模式図である。
【図３】受信信号の一例とその受信信号に基づいて算出された血流速度を示した図である。
【図４】本発明の第１実施形態としての超音波診断装置の構成を表わすブロック図である。
【図５】焦点を異ならせたときの超音波ビームの概略図である。
【図６】送信周波数ｆ０のみを採用したときの超音波ビーム形状のシミュレーション結果を示した図である。
【図７】２つの送信周波数ｆ１，ｆ２を採用したときの超音波ビーム形状のシミュレーション結果を示した図である。
【図８】２つの送信周波数ｆ１，ｆ２を採用し、かつ別々の焦点を形成したときの超音波ビーム形状のシミュレーション結果を示した図である。
【図９】送信部から送信されるバースト波信号の送信タイミングを示した図である。
【図１０】２つのカラードプラ処理部で算出可能な血流速度の範囲を示した図である。
【図１１】本発明の第２実施形態としての超音波診断装置の構成を表わすブロック図である。
【図１２】チャープ信号の一例を示した図である。
【図１３】図１１に示す超音波診断装置１Ｃにおける送受信および演算処理の説明図である。
【図１４】図１３（Ｂ）に示す加算処理に採用される重みの一例を表わした図である。
【図１５】受信信号（Ａ）と、その受信信号から算出された代表振幅値および代表時刻（Ｂ）を示した図である。
【図１６】受信信号からの代表振幅値および代表時刻の算出方法の説明図である。
【図１７】（２６）式に従う演算の説明図である。
【図１８】シミレーション結果を示した図である。
【図１９】チャープ信号の別例を示した図である。
【発明を実施するための形態】
【００３１】
以下、本発明の実施の形態を説明する。
【００３２】
ここでは先ず、比較例として、従来の典型的な超音波診断装置について説明し、それに続いて、本発明の一実施形態の超音波診断装置を説明する。
【００３３】
図１は、従来の一例としての超音波診断装置の構成を表わすブロック図である。
【００３４】
この超音波診断装置１Ａには、プローブ１０と、送信部１１と、受信部１２と、制御部１３が設けられている。
【００３５】
プローブ１０には、多数の超音波振動子が配列された超音波探触子（不図示）が備えられている。その超音波探触子が、被検体としての人体の体表に宛がわれる。
【００３６】
送信部１１はパルス信号を生成し、プローブ１０の超音波探触子を構成する多数の超音波振動子それぞれに向けてパルス信号を送信する。このパルス信号は、一定の中心周波数ｆ０であって長さが複数波長のバースト波信号、又は周波数の変化軌跡が異なるチャープ信号である。この生成されたパルス信号は、人体内の超音波ビームの延びる向き、およびその超音波ビームの焦点の深さに応じて定められる遅延パターンに従ってそれぞれ遅延されて、各超音波振動子に印加される。すると、それら多数の超音波振動子それぞれから超音波が送波され、それらの超音波の干渉作用により、所望の向きに延び、かつ所望の深さ位置に焦点を持つ超音波ビームが人体内に送り込まれる。人体内に送り込まれた超音波ビームは、その超音波ビームが人体内の浅い位置から深い位置へと進むに従って人体内の各深さ位置で反射されて超音波探触子に戻り、多数の超音波振動子のそれぞれで受波される。したがってこの受波により得られる信号は、時間軸が超音波探触子からの人体内の深さに対応している。
【００３７】
受信部１２では、それら多数の超音波振動子での受波により、各超音波振動子で得られた信号を、これも人体内において超音波ビームの延びる向きや焦点の深さ等に応じた遅延パターンに従ってそれぞれ遅延させて互いに加算する。こうすることにより、人体内を所望の向きに延びる超音波ビームを表わす、ＲＦ（Ｒａｄｉｏ  Ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ）信号としての受信信号が生成される。この受信部１２で生成された受信信号は、Ｂモード処理部１４とＭＴＩフィルタ１５に入力される。
【００３８】
制御部１３は、送信部１１からのパルス信号の送信タイミングや、受信部１２での受信タイミングを制御する。また制御部１３は、この他にも、この超音波診断装置１Ａの動作全体の制御を担っている。
【００３９】
表示部１９にＢモード像、すなわち人体内の超音波反射率分布に基づく画像を表示するときは、送信部１１では、プローブ１０から人体内に向けて、人体内の観察領域内において順次に向きの異なる超音波ビームが送波されるように、順次異なる遅延パターンに基づいて遅延させたパルス信号がプローブ１０に送信される。受信部１２でも同様に、その超音波ビームが送波された向きの超音波ビームが生成されるように遅延加算される。
【００４０】
受信部１２でこのようにして得られた受信信号は、Ｂモード処理部１４に入力されてＢモード用の画像処理が施され、座標変換部１７に入力される。
【００４１】
受信部１２で得られる受信信号は、各超音波ビームに沿う深さ方向を時間軸とする信号である。これに対して、表示部１９では、ラスタスキャンの向きに並ぶピクセルデータからなる画像信号に基づいて画像が表示される。そこで、座標変換部１７では、Ｂモード処理部１４から入力されてきた信号が表示部１９での表示に適したピクセルデータの配列からなる信号に変換される。
【００４２】
この座標変換部１７から出力された信号は画像合成部１８に入力される。この画像合成部１８では、Ｂモード像と人体内の血流を表わすカラードプラ画像を合成する。人体内の血流を表わすカラードプラ画像は、通常は、Ｂモード像に重ねて表示される。カラードプラ画像を表示することなく、Ｂモード像のみ表示することもある。
【００４３】
この画像合成部１８で合成された画像は表示部１９に入力され、図示しない表示画面上に画像が表示され、診断に供される。
【００４４】
また、人体内の血流を表わすカラードプラ画像を表示させるときは、上記のＢモード像の生成に加えて以下の処理が行われる。
【００４５】
プローブ１０からは人体内の同一の向きに延びる超音波ビームが複数回送波され、かつプローブ１０で受波されるように、送信部１１によるパルス信号の遅延、受信部１２での遅延加算が行われる。
【００４６】
この人体内の同一の向きへの送受信が、観察領域内に延びる超音波ビームの各向きそれぞれについて行われる。
【００４７】
このようにして得られた受信信号はＭＴＩフィルタ１５に入力される。ＭＴＩフィルタ１５はハイパスフィルタの一種であり、ここでは血流のドプラ遷移に起因する成分が通過され、臓器等の動きに起因する成分がカットされる。
【００４８】
ＭＴＩフィルタ１５を通過した後の受信信号は、カラードプラ処理部１６に入力される。このカラードプラ処理部１６では入力されてきた受信信号の複素自己相関が算出され、その複素自己相関から位相差が算出され、その位相差に基づいて血流速度等が算出される。この血流速度等は、超音波ビーム上の各点ごとに行われる。超音波ビームは観察領域内で順次向きを変えるため、観察領域内の２次元的な各点について血流速度等が算出される。この算出された血流速度等を表わすデータは座標変換部１７に入力されて座標変換を受け、画像合成部１８においてＢモード像に重ねられる。そして表示部１９でＢモード像に重ねられた血流分布が表示される。この血流分布は、通常は、プローブ１０の、体表に宛てがわれている超音波探触子に向かう向きの血流が赤、遠ざかる向きの血流が青で表示される。さらに血流の速度が、赤あるいは青の色の輝度で表示される。このようにして、観察領域内の血流分布が表示されて診断に供される。
【００４９】
以下、このカラードプラ処理部１６での処理を説明する。
【００５０】
図２は、複数回（ここではＮ回）の超音波ビームを送波するときに送信部で生成されるパルス信号送受信間隔の模式図である。
【００５１】
ここでは、パルス信号１，２，…，Ｎ−１，ＮからなるＮ個のパルス信号が示されている。ここでは、パルス信号の繰返し周期をＴ、繰返し周波数をＰＲＦと称する。Ｔ＝１／ＰＲＦの関係にある。
【００５２】
送信部１１でこの図２に模式的に示すパルス信号がプローブ１０に同一の遅延パターンで送信されたときの受信部１２で受信されさらにＭＴＩフィルタ１５を経由してカラードプラ処理部１６に入力されてきた受信信号は、
【００５３】
【数２】
2015084976.tif 000004
【００５４】
但し、Ｓ（ｎ，ｔ）はＭＴＩフィルタからの出力信号
ｎは、送受信信号の番号であって、図２に示す、ｎ＝１，２，…，Ｎ−１，Ｎ
ｔは、各受信信号ごとの基準時刻からの時間
Ａ（ｎ，ｔ）は、振幅
ｅｊθ（ｎ，ｔ）は、位相
ｊは、虚数単位
Ｉ（ｎ，ｔ）は、実部
Ｑ（ｎ，ｔ）は、虚部
である。
【００５５】
カラードプラ処理部１６では、この受信信号Ｓ（ｎ，ｔ）の複素自己相関
【００５６】
【数３】
2015084976.tif 000005
【００５７】
但し、＊は複素共役を表わす。
が算出される。この複素自己相関Ｒ（１，ｔ）の実部Ｒｅと虚部Ｉｍは、以下の通りとなる。
【００５８】
【数４】
2015084976.tif 000006
【００５９】
【数５】
2015084976.tif 000007
【００６０】
カラードプラ処理部１６では、さらにこの複素自己相関から位相差
【００６１】
【数６】
2015084976.tif 000008
【００６２】
が算出される。
【００６３】
この位相差Φ（ｔ）と、ドプラ角周波数ωｄ（ｔ）、ドプラ周波数ｆｄ（ｔ）は、
【００６４】
【数７】
2015084976.tif 000009
【００６５】
【数８】
2015084976.tif 000010
【００６６】
の関係にある。またドプラ定理
【００６７】
【数９】
2015084976.tif 000011
【００６８】
但し、Ｃは音速である。
から分かるように、ドプラ周波数ｆｄは、送信の中心周波数ｆ０に比例する。これらの関係から、血流速度、すなわち超音波ビーム方向のドプラ速度、Ｖｄ（ｔ）が、
【００６９】
【数１０】
2015084976.tif 000012
【００７０】
が算出される。
【００７１】
さらに、カラードプラ処理部１６では、血流のパワーＰｏｗｅｒ（ｔ）、および分散Ｖａｒ（ｔ）を算出することもできる。血流のパワーＰｏｗｅｒ（ｔ）、および分散Ｖａｒ（ｔ）は、それぞれ
【００７２】
【数１１】
2015084976.tif 000013
【００７３】
【数１２】
2015084976.tif 000014
【００７４】
に従って算出される。
【００７５】
次に、時間領域の相互相関法（ＣＣＭ）による血流速度算出処理について説明する。
【００７６】
上述の複素自己相関法の場合、（６）式で算出される位相差Φ（ｔ）は、
【００７７】
【数１３】
2015084976.tif 000015
【００７８】
の制限を受ける、この制限により（１０）式で算出される血流速度Ｖｄに関し、算出可能な最高速度が制限される。これに対し、ＣＣＭを採用すると、上記のような制限を受けず高速な血流速度も算出可能である。
【００７９】
このＣＣＭでは、２つの受信信号を
【００８０】
【数１４】
2015084976.tif 000016
【００８１】
但し、ｍは、ｍ番目の受信信号であることを表わし、ｎは、そのｍ番目の受信信号中  のｎ番目のサンプリングデータであることを表わす。
としたとき、自己相関演算
【００８２】
【数１５】
2015084976.tif 000017
【００８３】
但し、
【００８４】
【数１６】
2015084976.tif 000018
【００８５】
は、波形のセグメントの範囲、
【００８６】
【数１７】
2015084976.tif 000019
【００８７】
は、サーチ範囲、
【００８８】
【数１８】
2015084976.tif 000020
【００８９】
は、サーチ範囲内での最大の相関値を表わす。
に従って、最大相関値
【００９０】
【数１９】
2015084976.tif 000021
【００９１】
を満たす
【００９２】
【数２０】
2015084976.tif 000022
【００９３】
を求め、
【００９４】
【数２１】
2015084976.tif 000023
【００９５】
但し、
【００９６】
【数２２】
2015084976.tif 000024
【００９７】
は、サンプリング周期を表わす。
に従って時間シフト
【００９８】
【数２３】
2015084976.tif 000025
【００９９】
を求め、
【０１００】
【数２４】
2015084976.tif 000026
【０１０１】
但し、
【０１０２】
【数２５】
2015084976.tif 000027
【０１０３】
は音速、
【０１０４】
【数２６】
2015084976.tif 000028
【０１０５】
は、送受信の繰返し周期を表わす。
に従って、速度
【０１０６】
【数２７】
2015084976.tif 000029
【０１０７】
を算出する。
【０１０８】
この演算法を採用すれば、前述の複素自己相関法を採用したときのような制限を受けずに速度の算出が可能である。
【０１０９】
ただし、このＣＣＭも従来から知られている演算法であるが、速度の検出が信号振幅の強さに依存し、弱い信号に対する正しい速度検出率が低い。また、計算量も膨大であり演算に時間がかかる。
【０１１０】
前掲の特許文献２には、信号振幅の差を用いて速度を求める最小自乗法として、上記の（１４）式に代えて、
【０１１１】
【数２８】
2015084976.tif 000030
【０１１２】
但し、
【０１１３】
【数２９】
2015084976.tif 000031
【０１１４】
は、サーチ範囲内での最小誤差を表わす。
に従って、最小誤差
【０１１５】
【数３０】
2015084976.tif 000032
【０１１６】
を満たす
【０１１７】
【数３１】
2015084976.tif 000033
【０１１８】
を求め、その後、上記の（１５），（１６）式に従って速度
【０１１９】
【数３２】
2015084976.tif 000034
【０１２０】
を算出することが知られている。
【０１２１】
（１７）式を採用すると、（１４）式を採用する場合と比べ、信号振幅の強さに依存せず、血流速度が精度良く検出できる。
【０１２２】
ところで、複素自己相関法あるいは時間領域の相互相関法のいずれにおいても、血流速度は、血液中の多数の赤血球等で超音波が反射する際のドプラ遷移に基づいて算出されるが、多数の赤血球等での散乱反射によりスペックルノイズが発生し、干渉によって受信信号が弱まる箇所が生じる。受信信号が弱まると、算出される位相差が激しく変動し、血流速度が正しく算出されないケースが頻繁に発生する。
【０１２３】
図３は、受信信号の一例とその受信信号に基づいて算出された血流速度を示した図である。図３（Ａ）、図３（Ｂ）のいずれについても、横軸は時間軸、すなわち人体の深さに対応する軸である。図３（Ａ）の縦軸は受信信号の振幅、図３（Ｂ）の縦軸は血流速度である。
【０１２４】
図３（Ａ）には、２つの受信信号がほぼ重なるようにして示されている。ここでは、２つの受信信号どうしの区別は不要であり、振幅の大小のイメージで十分である。
【０１２５】
図３（Ａ）に示す受信信号には、受信信号が弱まった領域ａ，ｂが存在し、図３（Ｂ）に示す血流速度は、その領域ａ，ｂについて、特に領域ａについて、大きく変動している。これは、スペックルノイズにより誤って算出された血流速度である。
【０１２６】
以上の比較例としての超音波診断装置の説明を踏まえ、次に本発明の一実施形態の超音波診断装置について説明する。
【０１２７】
図４は、本発明の第１実施形態としての超音波診断装置の構成を表わすブロック図である。この図４において、図１に示す比較例としての超音波診断装置１Ａの構成要素と同一の構成要素には、図１に付した符号と同一の符号を付して示す。またここでは、前述の比較例との相違点について説明する。
【０１２８】
この図４に示す超音波診断装置１Ｂには、２つのＭＴＩフィルタ１５＿１，１５＿２と２つのカラードプラ処理部１６＿１，１６＿２と、合成部２０が備えられている。２つのカラードプラ処理部１６＿１，１６＿２は、本発明にいう１次算出部の一例に相当し、合成部２０は、本発明にいう２次算出部の一例に相当する。
【０１２９】
この図４に示す超音波診断装置１Ｂの説明については少し後に回す。
【０１３０】
図５は、焦点を異ならせたときの超音波ビームの概略図である。
【０１３１】
ここでは、繰返し送信周波数ｆ１の超音波ビームについては、従来の単一パルス信号を送信する場合の送信周波数ｆ０の超音波ビームの焦点よりも浅い位置に焦点が形成されている。一方、送信周波数ｆ２の超音波ビームについては、送信周波数ｆ０の超音波ビームの焦点よりも深い位置に焦点が形成されている。尚、全体の扇形の領域Ｄは観察領域Ｄを表わしており、点線Ｌは、超音波ビームの延びる向き、すなわち超音波の進行方向を表わしている。
【０１３２】
図６は、送信周波数ｆ０のみを採用したときの超音波ビーム形状のシミュレーション結果を示した図である。ここでは、送信周波数ｆ０＝３ＭＨｚ，焦点距離＝８０ｍｍが採用されている。ここでは、図６（Ａ），図６（Ｂ）のいずれについても、超音波ビームの強度分布が等高線で表わされている。但し、図６（Ａ）は斜視図的、図６（Ｂ）は平面的に表わされている。後述する図７、図８においても同様である。また（ａ）は、送信側の超音波ビーム、（ｂ）は、受信側の超音波ビーム、（ｃ）は、送受信双方を総合したときの超音波ビームである。また、どの図においても、ｘは超音波振動子の配列方向、ｚは深さ方向を表わしている。
【０１３３】
図７は、２つの送信周波数ｆ１，ｆ２を採用したときの超音波ビーム形状のシミュレーション結果を示した図である。ここでは、送信周波数ｆ１＝２ＭＨｚ、ｆ２＝４ＭＨｚが採用されている。焦点距離はどちらの送信周波数ｆ１，ｆ２を用いた場合も８０ｍｍである。
【０１３４】
図７（Ａ）の送信側超音波ビームは、送信周波数ｆ１の超音波ビームと送信周波数ｆ２の超音波ビームを重ねたものである。図７（Ｂ）の受信側超音波ビーム、図７（Ｃ）の送受信双方を総合した超音波ビームについても同様である。
【０１３５】
図６と図７を比較すると、２つの送信周波数ｆ１，ｆ２を採用した図７の場合の方が、単一の送信周波数ｆ０を採用した図６の場合よりも、焦点付近の音響パワーが強く、ビーム幅も狭まっていることが分かる。
【０１３６】
図８は、２つの送信周波数ｆ１，ｆ２を採用し、かつ別々の焦点を形成したときの超音波ビーム形状のシミュレーション結果を示した図である。ここでは、図７の場合と同様、繰返し送信周波数ｆ１＝２ＭＨｚ、ｆ２＝４ＭＨｚが採用されている。また、焦点に関しては繰返し送信周波数ｆ１＝２ＭＨｚの超音波ビームについては焦点距離＝６０ｍｍ、繰返し送信周波数ｆ２＝４ＭＨｚの超音波ビームについては、焦点距離＝１２０ｍｍとしている。
【０１３７】
図８（Ａ）は、図７（Ａ）と同様、送信周波数ｆ１の送信側超音波ビームと送信周波数ｆ２の送信側超音波ビームを重ねて示したものである。図８（Ｂ）の受信側超音波ビーム、図８（Ｃ）の送受信双方を総合した超音波ビームなついても同様である。
【０１３８】
図７と図８を比較すると、図８の場合、送信周波数ｆ１の超音波ビームと送信周波数ｆ２の超音波ビームとで焦点を変えたことにより、観察領域全範囲内（特に遠距離）の音響パワーが強く、ビーム幅も狭まっている。これを採用すると、カラードプラ画像の方位分解能をさらに改善でき、信号のＳ／Ｎも良くなり、全領域の血流検出精度も高めることができる。
【０１３９】
図４の超音波診断装置１Ｂの説明に戻る。
【０１４０】
図４に示す送信部１１では、被検体内の、互いの異なる２つの深さ位置にそれぞれ焦点を結ぶように調整された各遅延パターンに基づいて複数のパルス信号を生成してプローブ１０に送信する。複数の超音波ビームを総合したとき、被検体内の深さ方向に広い領域についてビーム径の細い超音波ビームが生成され、カラードプラ画像の方位解能が向上できる、信号Ｓ／Ｎも良くなり、ノイズの影響による血流速度の検出精度の低下の防止が期待できる。
【０１４１】
また、この図４に示す送信部１１では、被検体内の、互いに異なる２つの深さ位置に焦点を結ぶ超音波ビームを生成させるにあたり、送信パルスの周波数が互いに異なる２種類のパルス信号を生成している。
【０１４２】
図９は、送信部から送信されるパルス信号の送信タイミングを示した図である。
【０１４３】
ここではある深度までの血流速度を検出するために、必要なＰＲＦを定めてそのＰＲＦに固定する。従来の一例としての超音波診断装置（図１）で採用されている送信周波数ｆ０より低い第１周波数ｆ１、ここではｆ１＝（２／３）ｆ０のバースト波信号を送信する。また送信周波数ｆ０より高い第２周波数ｆ２、ここではｆ２＝（４／３）ｆ０を送信する。
【０１４４】
これら周波数が異なる２種類のバースト波信号は、被検体内の互いに異なる深さ位置に焦点を結ぶ超音波ビームに変換されるように互いに異なる遅延パターンによってそれぞれ遅延されてからプローブ１０に送信される。
【０１４５】
図９（Ａ）は、１つの送信方式を示しており、ここでは、送信周波数ｆ１のパルス信号の送信が繰り返された後、送信周波数ｆ２のパルス信号の送信が繰り返されている。
【０１４６】
また図９（Ｂ）では、送信周波数ｆ１のパルス信号と送信周波数ｆ２のパルス信号が交互に繰り返し送信されている。
【０１４７】
図９（Ａ）、図９（Ｂ）のいずれの送信方式の場合であっても、送信周波数ｆ１のときの受信信号はＭＴＩフィルタ１５＿１に入力され、送信周波数ｆ１に応じたフィルタリングが行われてカラードプラ処理部１６＿１に入力される。これと同様に、送信周波数ｆ２のときの受信信号はＭＴＩフィルタ１５＿２に入力され、送信周波数ｆ２に応じたフィルタリングが行われてカラードプラ処理部１６＿２に入力される。
【０１４８】
カラードプラ処理部１６＿１では、送信周波数ｆ１の受信信号から、血流速度Ｖｄ１が
【０１４９】
【数３３】
2015084976.tif 000035
【０１５０】
により算出される。但し、ｆｄ１はドプラ周波数である。
【０１５１】
このカラードプラ処理部１６＿１で算出される最大、最小血流速度は、
【０１５２】
【数３４】
2015084976.tif 000036
【０１５３】
【数３５】
2015084976.tif 000037
【０１５４】
但し、Ｖｄｍａｘ１，Ｖｄｍｉｎ１は、送信周波数ｆ１の場合の最大、最小血流速度、
Ｖｄｍａｘ，Ｖｄｍｉｎは、送信周波数ｆ０の場合の最大、最小血流速度、Ｋ０，Ｋ１は、送信周波数がそれぞれｆ０，ｆ１のときの、ＭＴＩフィルタのカットオフ周波数を定めるための、ＰＲＦに対する各割合（％）である。
【０１５５】
また、これと同様に、もう１つのカラードプラ処理部１６＿２では送信周波数ｆ２の受信信号から、血流速度Ｖｄ２が、
【０１５６】
【数３６】
2015084976.tif 000038
【０１５７】
により算出される。但し、ｆｄ２はドプラ周波数である。
【０１５８】
このカラードプラ処理部１６＿２で算出される最大、最小血流速度は、
【０１５９】
【数３７】
2015084976.tif 000039
【０１６０】
【数３８】
2015084976.tif 000040
【０１６１】
但し、Ｖｄｍａｘ２，Ｖｄｍｉｎ２は、送信周波数ｆ２の場合の最大、最小血流速度、
Ｖｄｍａｘ，Ｖｄｍｉｎは、送信周波数ｆ０の場合の最大、最小血流速度、Ｋ０，Ｋ２は、送信周波数がそれぞれｆ０，ｆ２のときの、ＭＴＩフィルタのカットオフ周波数を定めるための、ＰＲＦに対する各割合（％）である。
【０１６２】
図１０は、２つのカラードプラ処理部で算出可能な血流速度の範囲を示した図である。
【０１６３】
図１０（Ａ）は、送信周波数ｆ１＝（２／３）・ｆ０のときの受信信号に基づく算出可能な血流速度の範囲を示しており、図１０（Ｂ）は送信周波数ｆ２＝（４／３）・ｆ０のときの受信信号に基づく算出可能な血流速度の範囲を示している。
【０１６４】
さらに図１０（Ｃ）は、送信周波数ｆ０（ｆ１＜ｆ０＜ｆ２）のときの受信信号に基づく算出可能な血流速度の範囲を示している。
【０１６５】
図４に示す合成部２０では、２つのカラードプラ処理部１６＿１，１６＿２で算出された血流速度の算出値に基づき、以下の演算により最終的な血流速度が算出される。
【０１６６】
血流速度の算出値が血流速度領域Ｒ１の範囲内にあるときは、カラードプラ処理部１６＿１の算出値、すなわち、血流速度Ｖｄ、パワーＰｏｗｅｒ、および分散Ｖａｒとして、
Ｖｄ＝Ｖｄ１
Ｐｏｗｅｒ＝Ｐｏｗｅｒ１
Ｖａｒ＝Ｖａｒ１
但し、Ｖｄ１，Ｐｏｗｅｒ１，Ｖａｒ１は、送信周波数ｆ１のときの受信信号から  算出される血流速度、パワー、および分散である。
が採用される。
【０１６７】
また、血流速度の算出値が血流速度領域Ｒ２の領域内にあるときは、カラードプラ処理部１６＿２の算出値、すなわち、
Ｖｄ＝Ｖｄ２
Ｐｏｗｅｒ＝Ｐｏｗｅｒ２
Ｖａｒ＝Ｖａｒ２
但し、Ｖｄ２、Ｐｏｗｅｒ２、Ｖａｒ２は、送信周波数ｆ２のときの受信信号から算出される血流速度、パワー、分散である。
が採用される。
【０１６８】
また、血流速度の算出値が、血流速度領域Ｒ０の領域内にあるときは、２つのカラードプラ処理部１６＿１、１６＿２の双方での算出が可能であるので、双方での算出値の平均値
【０１６９】
【数３９】
2015084976.tif 000041
【０１７０】
が算出され、この平均値としての血流速度、パワー、分散が採用される。
【０１７１】
このように、本実施形態では２つの送信周波数ｆ１，ｆ２を採用していることで血流速度の算出可能範囲が広がっている。すなわち、図４に示す超音波診断装置１Ｂでの算出可能最大、最小血流速度Ｖｎｄｍａｘ，Ｖｎｄｍｉｎは、
【０１７２】
【数４０】
2015084976.tif 000042
【０１７３】
となる。ＭＴＩフィルタ１５＿１における、クラッタ成分除去のためのカットオフ周波数は、繰返し周波数ＰＲＦのある割合Ｋ（％）に定められることが多い。ここでは、２つのＭＴＩフィルタ１５＿１，１５＿２それぞれにおけるカットオフ周波数を定める、繰り返し周波数ＰＲＦの割合Ｋ１（％），Ｋ２（％）を、Ｋ１＝Ｋ２＝Ｋ０としている。
【０１７４】
このように、本実施形態によれば、観察可能な最大、最小血流速度の範囲を広げることができる。
【０１７５】
尚、ここでは、Ｋ１＝Ｋ２＝Ｋ０としているが、表示された画像を観察した結果クラッタ成分が少ないと判断されるときには、さらに遅い血流も検出できるようにもＫ１とＫ２を別々に設定してもよい。
【０１７６】
また、血流速度の検出精度とカラードプラ画像の分解能はトレードオフの関係にあるが、本実施形態の超音波診断装置１Ｂでは、送信周波数ｆ１，ｆ２の双方を用いているため、図１に示す超音波診断装置１Ａのように単一の送信周波数ｆ０を採用した場合と比べ、そのトレードオフが緩和され、検出速度や分解能が向上する。
【０１７７】
さらに、本実施形態の場合、複数の中心周波数の超音波ビームを繰り返し送波するため、Ｓ／Ｎが高く、異なる中心周波数の超音波受波で検出されるドプラ速度の加算平均により、多数の赤血球からの散乱反射に起因する血流速度の誤検出が低減され、血流速度の検出精度が向上する。
【０１７８】
図１１は、本発明の第２実施形態としての超音波診断装置の構成を表わすブロック図である。この図１１においても、図１に示す比較例としての超音波診断装置１Ａの構成要素と同一の構成要素には、図１に付した符号と同一の符号を付して示す。またここでも、前述の比較例との相違点について説明する。
【０１７９】
この図１１に示す超音波診断装置１Ｃには、受信部１２とＭＴＩフィルタ１５との間に、２つのバッファ２０＿１，２０＿２と加算部２１が備えられている。
【０１８０】
図１２は、チャープ信号の一例を示した図である。横軸は時間ｔ、縦軸は周波数である。送信部１１では、例えばこの図１２に示すような、周波数の変化軌跡が互いに異なる複数種類（この図１２に示す例では２種類）のチャープ信号からなる複数種類のパルス信号が生成されてプローブ１０に送信される。具体的には、この図１２に示す例では、この図１２（Ａ）に示す、１つのパルス信号内において周波数が上昇した後下降する山形の周波数カーブを描く第１のチャープ信号Ｓ１と、図１２（Ｂ）に示す、１つのパルス信号内において周波数が下降した後上昇する谷形の周波数カーブを描く第２のチャープ信号Ｓ２が生成される。これら２種類のチャープ信号それぞれからなる２種類のパルス信号は、被検体内の、互いに異なる深さ位置にそれぞれ焦点を結ぶ超音波ビームに変換されるように互いに異なる遅延パターンによって遅延されて、プローブに交互に送信される。
【０１８１】
図１３は、図１１に示す超音波診断装置１Ｃにおける送受信および演算処理の説明図である。横軸は時刻ｔである。
【０１８２】
図１３（Ａ）では、１回の送受信が縦１本の線で表わされている。ここでは、第１のチャープ信号Ｓ１からなるパルス信号の送信により得られる受信信号をＲ１、第２のチャープ信号Ｓ２からなるパルス信号の送信により得られる受信信号をＲ２とする。
【０１８３】
このようにして２種類の受信信号Ｒ１，Ｒ２が得られると、次に図１３（Ｂ）に示すように、隣接する２種類の受信信号Ｒ１，Ｒ２が互いに加算されて、図１３（Ｃ）に示す加算受信信号Ｃが生成される。
【０１８４】
ここでは、この加算受信信号Ｃに基づいて、血流速度Ｖｄが算出される。この加算受信信号の繰返し周期をＴ（繰返し周波数をＰＲＦ）としたとき、血流速度は
【０１８５】
【数４１】
2015084976.tif 000043
【０１８６】
で表わされる。
【０１８７】
ただし、Ｃは音速、τは、例えば前述のＣＣＭを採用したときの（１５）式であらわされる時間シフトである。
【０１８８】
図１４は、図１３（Ｂ）に示す加算処理に採用される重みの一例を表わした図である。
【０１８９】
横軸は時間軸である。この時間軸は被検体内の深さに対応している。
【０１９０】
図１３に示す２種類の受信信号の加算にあたっては、
【０１９１】
【数４２】
2015084976.tif 000044
【０１９２】
に従って、被検体内の深さ方向に向かって異なる値に調整された重みで重み付け加算される。超音波ビームはその周波数によって被検体内を進む間の減衰率が異なるが、重み付け加算をすることにより、その減衰率の相違が補われた高精度な血流速度の算出が可能な加算受信信号を生成することができる。
【０１９３】
図４に戻って説明を続ける。
【０１９４】
受信部１２で生成される２種類の受信信号Ｓ１，Ｓ２のうちの一方の受信信号Ｓ１は一方のバッファ２０＿１に一旦格納され、もう一方の受信信号Ｓ２は、もう一方のバッファ２０＿２に一旦格納される。これらの２つのバッファ２０＿１，２０＿２にそれぞれ格納された受信信号Ｓ１，Ｓ２は、加算部２１に入力されて図７に示すように重み付け加算され、加算受信信号Ｃが生成される。その後の処理は図１に示す超音波診断装置１Ａの場合と同様である。ただし、加算部２１により生成された加算受信信号Ｃは複数の周波数の信号成分から成り立っている信号である。そこで、この超音波診断装置１Ｂのカラードプラ処理部１６では、時間領域における最小自乗法による血流速度算出が行なわれる。時間領域における最小自乗法を用いた血流速度の算出法については前述したが、ここでは時間領域における最小自乗法のうち、計算量を低減することのできる新たな演算法について説明する。
【０１９５】
ここでは、カラードプラ処理部１６に入力されてきた受信信号を、
【０１９６】
【数４３】
2015084976.tif 000045
【０１９７】
但し、ｍは、ｍ番目の受信信号であることを表わし、ｎは、そのｍ番目の受信信号中
のｎ番目のサンプリングデータであることを表わす。
とする。
【０１９８】
図１５は、受信信号（Ａ）とその受信信号から算出された代表振幅値および代表時刻（Ｂ）を示した図である。
【０１９９】
図１１に示すカラードプラ処理部１６では、入力されてきた受信信号
【０２００】
【数４４】
2015084976.tif 000046
【０２０１】
に基づいて、その受信信号の互いに隣接する２つのゼロクロス点に挟まれた半波形の代表振幅値および代表時刻を各半波形ごとに算出することにより、半波形ごとの代表振幅値
【０２０２】
【数４５】
2015084976.tif 000047
【０２０３】
および代表時刻
【０２０４】
【数４６】
2015084976.tif 000048
【０２０５】
但し、ｍは、ｍ番目の受信信号であることを表わし、ｉは、そのｍ番目の受信信号中  のｉ番目の半波形であることを表わす。
が算出される。この算出にあたっては、本実施形態では、式
【０２０６】
【数４７】
2015084976.tif 000049
【０２０７】
【数４８】
2015084976.tif 000050
【０２０８】
但し、
【０２０９】
【数４９】
2015084976.tif 000051
【０２１０】
は、半波形の、それぞれ開始点、終了点を表わし、
【０２１１】
【数５０】
2015084976.tif 000052
【０２１２】
は、受信信号のサンプリング周期を表わす。
が採用されており、これら（２４），（２５）式に従って算出される。
【０２１３】
図１６は、受信信号からの代表振幅値および代表時刻の算出方法の説明図である。
【０２１４】
ここでは、図１６（Ａ）に実線で示した半波形についての代表振幅値および代表時刻を例に挙げて説明する。
【０２１５】
ここで、半波形は、２つのゼロクロス点、すなわち、図１６（Ａ）の例では、ｎ＝ｎｓの開始点からｎ＝ｎｅの終了点に挟まれた部分の波形をいう。図１６（Ａ）にサンプリング周期
【０２１６】
【数５１】
2015084976.tif 000053
【０２１７】
間隔の縦線の長さが、サンプリングデータ
【０２１８】
【数５２】
2015084976.tif 000054
【０２１９】
である。
【０２２０】
ここでは、（２４）式に従って、そのサンプリングデータ
【０２２１】
【数５３】
2015084976.tif 000055
【０２２２】
を開始点ｎ＝ｎｓから終了点ｎ＝ｎｅまで加算し、その加算値をこの半波形ｉの代表振幅値
【０２２３】
【数５４】
2015084976.tif 000056
【０２２４】
とする。
【０２２５】
また、（２５）式に従う、サンプリングデータ
【０２２６】
【数５５】
2015084976.tif 000057
【０２２７】
によって重み付けられた時刻をこの半波形ｉを代表する代表時刻
【０２２８】
【数５６】
2015084976.tif 000058
【０２２９】
とする。
【０２３０】
すなわち、この演算法により、この半波形ｉのデータは、図４（Ｂ）に示すように、代表時刻
【０２３１】
【数５７】
2015084976.tif 000059
【０２３２】
における代表振幅値
【０２３３】
【数５８】
2015084976.tif 000060
【０２３４】
というデータに圧縮される。
【０２３５】
図１５（Ｂ）は、図１５（Ａ）に示す受信信号の各半波形について上記の演算を行い、各代表振幅値を対応する各代表時刻に配置したデータ列をあらわしている。
【０２３６】
図１１のカラードプラ処理部１６では、受信信号（図１５（Ａ））から代表振幅値および代表時刻からなる圧縮データ（図１５（Ｂ））を算出した後、次に、その算出された圧縮データを構成する代表振幅値
【０２３７】
【数５９】
2015084976.tif 000061
【０２３８】
を対応する代表時刻
【０２３９】
【数６０】
2015084976.tif 000062
【０２４０】
に並べたときの、波形どうしが近似している領域のずれ量に基づいて、人体内の血流速度が算出される。
【０２４１】
この血流速度の算出にあたり、本実施形態のカラードプラ処理部１６では、先ず、ｍ番目とｍ＋１番目の受信信号の代表振幅値
【０２４２】
【数６１】
2015084976.tif 000063
【０２４３】
を使い、
【０２４４】
【数６２】
2015084976.tif 000064
【０２４５】
但し、ｉは観測点、
Ｌは奇数であって、
【０２４６】
【数６３】
2015084976.tif 000065
【０２４７】
は、波形のセグメントの範囲、
【０２４８】
【数６４】
2015084976.tif 000066
【０２４９】
は、サーチ範囲、
【０２５０】
【数６５】
2015084976.tif 000067
【０２５１】
は、サーチ範囲内での最小誤差を表わす。
に従って、最小誤差
【０２５２】
【数６６】
2015084976.tif 000068
【０２５３】
を満たす
【０２５４】
【数６７】
2015084976.tif 000069
【０２５５】
を求める。さらに、
【０２５６】
【数６８】
2015084976.tif 000070
【０２５７】
に従って時間シフト
【０２５８】
【数６９】
2015084976.tif 000071
【０２５９】
を求める。そして、
【０２６０】
【数７０】
2015084976.tif 000072
【０２６１】
但し、
【０２６２】
【数７１】
2015084976.tif 000073
【０２６３】
は音速、
【０２６４】
【数７２】
2015084976.tif 000074
【０２６５】
は送受信の繰り返し周期を表わす。
に従って、血流の速度
【０２６６】
【数７３】
2015084976.tif 000075
【０２６７】
を算出する。
【０２６８】
図１７は、（２６）式に従う演算の説明図である。
【０２６９】
図１７（Ａ），（Ｂ）は、それぞれ、ｍ番目、ｍ＋１番目の受信信号の代表振幅値を、各代表振幅値に対応する各代表時刻に並べた波形を示した図である。
【０２７０】
ここでは、図１７（Ａ）に示す、ｍ番目の受信信号から求めたデータ列の枠ａ内の波形と近似した波形を、図１７（Ｂ）に示す、ｍ＋１番目の受信信号から求めたデータ列の中から探索する。この枠ａ中の波形（データ列）は、近似した波形を探索するためのデータ列の１つのセグメントであり、ここでは、
【０２７１】
【数７４】
2015084976.tif 000076
【０２７２】
の幅の枠ａが設定されている。この枠ａの幅は、この中に代表振幅値が３又は５程度含まれる幅である。
【０２７３】
図１７（Ｂ）に示すデータ列においても、枠ａと同じ幅の枠ｂが設定される。
【０２７４】
そして、（２６）式に従い、枠ａ内のセグメントと枠ｂ内のセグメントの一致の程度が算出される。
【０２７５】
誤差
【０２７６】
【数７５】
2015084976.tif 000077
【０２７７】
が小さいほど一致していることを意味している。上記の枠ｂを、サーチ範囲
【０２７８】
【数７６】
2015084976.tif 000078
【０２７９】
の中で順次移動させて、移動した各位置において、誤差
【０２８０】
【数７７】
2015084976.tif 000079
【０２８１】
が算出され、それらの中の最小誤差
【０２８２】
【数７８】
2015084976.tif 000080
【０２８３】
が得られる位置
【０２８４】
【数７９】
2015084976.tif 000081
【０２８５】
が検出される。このようにして、
【０２８６】
【数８０】
2015084976.tif 000082
【０２８７】
が検出されると、次に上記の（２７）式に従って、時間シフト
【０２８８】
【数８１】
2015084976.tif 000083
【０２８９】
が算出され、（２８）式に従って血流速度
【０２９０】
【数８２】
2015084976.tif 000084
【０２９１】
が算出される。
【０２９２】
図１８は、シミレーション結果を示した図である。
【０２９３】
図１８（Ａ）は、カラードプラ処理部１６に入力されてきた受信信号
【０２９４】
【数８３】
2015084976.tif 000085
【０２９５】
をそのまま使い、（１７）式に示す最小自乗法で計算したときの血流速度を示している。
【０２９６】
また図１８（Ｂ）は、カラードプラ処理部１６に入力されてきた受信信号
【０２９７】
【数８４】
2015084976.tif 000086
【０２９８】
から（２４）式，（２５）式に従って半波形ごとの代表振幅値と代表時刻を算出し、（２６）式に示す最小自乗法で計算したときの血流速度を示している。
【０２９９】
また、図１８（Ａ），（Ｂ）とも、左側の図（ａ）は一定の流速についてのシミュレーション結果、右側の図（ｂ）は、血管壁付近の流れが遅く、血管中心の速度が速い層流の場合のシミュレーション結果を示している。
【０３００】
ここでは、送信周波数ｆ０＝２ＭＨｚ、サンプリング周波数Ｆｓ＝２４ＭＨｚを採用している。
【０３０１】
図１８（Ａ）と図１８（Ｂ）を比較すると、血流速度の算出精度（縦軸）は、ほぼ同じである。更に、圧縮された代表時刻の間の血流速度を検出する必要がある場合、その代表時刻の隣接の二つの速度値の線形補間により高速に求めることが可能である。
【０３０２】
一方、（１７）式、（２６）式に従って算出される差の自乗和を求める計算量は、１回の計算（図１７に示した１つの枠ａと１つの枠ｂとの間での計算）につき、ほぼ１／６となり、また、サーチ範囲内で枠ｂを動かしながら行なう計算の繰返し回数も１／６となる。
【０３０３】
尚、本実施形態では、半波形ごとの代表振幅値および代表時刻を、（２４）式、（２５）式に従って算出する例を示したが、代表振幅値および代表時刻を算出するための演算式は、（２４）式、（２５）式に限定されるものではない。例えば半波形ごとのサンプリングデータのピークの値を代表振幅値とし、そのピークのサンプリングデータのサンプリング時刻を代表時刻としてもよい。
【０３０４】
図１９は、チャープ信号の別例を示した図である。横軸は時間、縦軸は周波数（ＭＨｚ）である。
【０３０５】
図１２には、１つのパルス信号内において周波数が上昇した後下降する山形の周波数カーブを描く第１のチャープ信号Ｓ１と、１つのパルス信号内において周波数が下降した後上昇する谷形の周波数カーブを描く第２のチャープ信号Ｓ２とのペアが示されている。これに対し、この図１９には、１つのパルス信号内において周波数が連続的に上昇する周波数カーブを描く第１のチャープ信号Ｓ１（図１９（Ａ））と、１つのパルス信号内において周波数が連続的に下降する周波数カーブを描く第２のチャープ信号Ｓ２（図１９（Ｂ））が示されている。
【０３０６】
図１２に示す２種類のチャープ信号からなる２種類のパルス信号に代えて、この図１９に示す２種類のチャープ信号からなる２種類のパルス信号を採用してもよい。
【０３０７】
尚、ここでは、２つの繰返し送信周波数ｆ１，ｆ２あるいは２種類のチャープ信号Ｓ１，Ｓ２からなる２種類のバースト波信号を採用した例について説明したが、フレームレートが充分速い場合は２種類のパルス信号に限られるものではなく、３種類以上のパルス信号を被検体内のそれぞれ異なる深さ位置に焦点を結ぶ超音波ビームが生成されるように、それぞれ異なる遅延パターンに従って遅延させて循環的にプローブに送信し、それにより得られる３種類以上の受信信号に基づいて血流速度を算出してもよい。
【符号の説明】
【０３０８】
１Ａ，１Ｂ，１Ｃ    超音波診断装置
１０    プローブ
１１    通信部
１２    受信部
１３    制御部
１４    Ｂモード処理
１５，１５＿１，１５＿２    ＭＴＩフィルタ
１６，１６＿１，１６＿２    カラードプラ処理部
１７    座標変換部
１８    画像合成部
１９    表示部
２０    合成部
２０＿１，２０＿２    バッファ
２１    加算部
【図１】
2015084976.tif 000087
【図２】
2015084976.tif 000088
【図３】
2015084976.tif 000089
【図４】
2015084976.tif 000090
【図５】
2015084976.tif 000091
【図６】
2015084976.tif 000092
【図７】
2015084976.tif 000093
【図８】
2015084976.tif 000094
【図９】
2015084976.tif 000095
【図１０】
2015084976.tif 000096
【図１１】
2015084976.tif 000097
【図１２】
2015084976.tif 000098
【図１３】
2015084976.tif 000099
【図１４】
2015084976.tif 000100
【図１５】
2015084976.tif 000101
【図１６】
2015084976.tif 000102
【図１７】
2015084976.tif 000103
【図１８】
2015084976.tif 000104
【図１９】
2015084976.tif 000105