(57)【要約】【課題】本発明は被検体内に超音波ビームを送信し反射に戻ってきた超音波を受信して受信信号を得、その受信信号に基づいて血液速度を算出して血流速度分布をカラー表示する超音波診断装置に関し、従来と比べ広範囲に渡る血液速度を高精度に求める。【解決手段】パルスの送信周波数が互いに異なる複数種類のバースト波信号に応じた複数の中心周波数の超音波ビームを送波させて、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を生成し、それら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、複素自己相関法に基づいて各１種類の受信信号ごとの血流速度の１次算出を行ない、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。【選択図】        図５
2015084978.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、
前記プローブに、パルスの送信周波数が互いに異なる複数種類のバースト波信号を送信して、該プローブに、該バースト波信号に応じた中心周波数の超音波ビームを送波させる送信部と、
前記プローブでの超音波の受波を捉えて、前記複数種類のバースト波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のうちの各１種類の受信信号ごとに、該各１種類の受信信号の複素自己相関から位相差を算出し該位相差に基づいて該各１種類の受信信号ごとの血流速度の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２次算出部は、前記複数種類の受信信号それぞれに基づいての算出が可能な複数の算出可能速度範囲のうちの、２つ以上の該算出可能速度範囲が互いに部分的に重なる重なり範囲について、該２つ以上の算出可能速度範囲に対応する２種類以上の受信信号それぞれに基づいて１次算出される血流速度の算出値の平均的な値を算出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】
前記表示部は、観察領域内の血流速度分布の表示に加え、さらに、最低の中心周波数の超音波の送受波により得られた受信信号に基づく算出が可能な血流の最高速度まで延びた、血流速度と色との対応関係を表わすカラースケールを表示するものであることを特徴とする請求項１又は２記載の超音波診断装置。
【請求項４】
前記送信部は、前記プローブに、中心周波数に応じて被検体内の異なる深さに焦点を結ぶ超音波ビームを送波させるバースト波信号を送信するものであることを特徴とする請求項１から３のうちいずれか１項記載の超音波診断装置。
【請求項５】
前記送信部は、前記プローブに、１種類のバースト波信号について連続して複数回ずつ、前記複数種類のバースト波信号について順次に、送信するものであることを特徴とする請求項１から４のうちいずれか１項記載の超音波診断装置。
【請求項６】
前記送信部は、前記プローブへの、前記複数種類のバースト波信号の送信を、１種類のバースト波信号について１回ずつ循環的に複数サイクルに渡って繰り返すものであることを特徴とする請求項１から４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】
2015084978.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。
【０００６】
ここで、上記の構成において、パルスの中心周波数ｆ０は一定のため、被検体内のある深度範囲内の血流速度を検出しようとしたとき、超音波送受信の繰返し周波数ＰＲＦ＝１／Ｔ（Ｔは繰返し周期）に応じて、計測できる最大速度Ｖｍａｘが制限される。繰返し周波数ＰＲＦが高いほど速い血流まで検出できるが、血流速度を表示することのできる観察領域の深度が浅くなる。これは、超音波を送波しその超音波が戻ってきて受波が終ってからでないと次の送波ができないためである。
【０００７】
また、血流速度を算出するにあたっては、血流以外の、臓器等の動きに起因する成分を除去するためにＭＴＩフィルタが用いられて低周波数成分がカットされる。繰返し周波数ＰＲＦが高いとそのＭＴＩフィルタのカットオフ周波数も高く、検出可能な最低の血流速度が高くなり、これが問題となる場合もある。
【０００８】
血流によるドプラ遷移は、血液中の多数の赤血球等での超音波の反射に起因するが、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。
【０００９】
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。
【先行技術文献】
【特許文献】
【００１０】
【特許文献１】特開平４−２６９９４９号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【００１１】
本発明は、上記事情に鑑み、従来と比べ広範囲に渡る血流速度を高精度に求めることができる超音波診断装置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】
【００１２】
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パルス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、
上記プローブに、パルスの送信周波数が互いに異なる複数種類のバースト波信号を送信して、そのプローブに、バースト波信号に応じた中心周波数の超音波ビームを送波させる送信部と、
プローブでの超音波の受波を捉えて、複数種類のバースト波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のうちの各１種類の受信信号ごとに、各１種類の受信信号の複素自己相関から位相差を算出し位相差に基づいて各１種類の受信信号ごとの血流速度の１次算出を行なう１次算出部と、複数種類の受信信号に基づいて１次算出部で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。
【００１３】
本発明の超音波診断装置では複数の周波数の超音波を送受信している。このため、算出可能な血流速度の範囲を広げることができる。また、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。
【００１４】
ここで、本発明の超音波診断装置において、上記の２次算出部は、複数種類の受信信号それぞれに基づいての算出が可能な複数の算出可能速度範囲のうちの、２つ以上の算出可能速度範囲が互いに部分的に重なる重なり範囲について、それら２つ以上の算出可能速度範囲に対応する２種類以上の受信信号それぞれに基づいて１次算出される血流速度の算出値の平均的な値を算出するものであることが好ましい。
【００１５】
血流速度の複数の算出値の平均的な値、例えば平均値、中央値等を算出することにより、スペックルノイズに強い、より高精度な血流速度が求められる。
【００１６】
また、本発明の超音波診断装置において、上記表示部は、観察領域内の血流速度分布の表示に加え、さらに、最低の中心周波数の超音波の送受波により得られた受信信号に基づく算出が可能な血流の最高速度まで延びた、血流速度と色との対応関係を表わすカラースケールを表示するものであることが好ましい。
【００１７】
最低の中心周波数の超音波の送受信により得られる血流の最高速度まで表示することで、速度のダイナミックレンジの広い画像が提供される。
【００１８】
さらに、本発明の超音波診断装置において、上記送信部は、プローブに、中心周波数に応じて被検体内の異なる深さに焦点を結ぶ超音波ビームを送波させるバースト波信号を送信するものであることが好ましい。
【００１９】
超音波ビームはその中心周波数によってビーム径を細く絞るのに適した焦点の深さが異なる。これを利用し、中心周波数に応じて披検体内の異なる深さに焦点を結ばせることにより中心周波数が異なる複数の超音波を総合したときの全体としてのパルスビームを狭めることができ、この点でもＳ／Ｎを向上させることができる。
【００２０】
尚、本発明の超音波診断装置において、上記送信部は、プローブに、１種類のバースト波信号について連続して複数回ずつ、複数種類のバースト波信号について順次に、送信するものであってもよく、あるいは、上記送信部は、プローブへの、複数種類のバースト波信号の送信を、１種類のバースト波信号について１回ずつ循環的に複数サイクルに渡って繰り返すものであってもよい。
【発明の効果】
【００２１】
以上説明した通り、本発明の超音波診断装置によれば、広範な速度範囲について高精度な血流速度が求められる。
【図面の簡単な説明】
【００２２】
【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の模式図である。
【図３】表示部で観察領域内の血流分布が表示される際に一緒に表示されるカラースケールの一例を示した図である。
【図４】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５】本発明の一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６】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。
【図７】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８】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９】単一の送信周波数ｆ０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１０】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１１】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。
【発明を実施するための形態】
【００２３】
以下、本発明の実施の形態を説明する。
【００２４】
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。
【００２５】
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。
【００２６】
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。
【００２７】
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。
【００２８】
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、１つのパルス信号につき、中心周波数ｆ０であって長さが複数波長のバースト信号である。この生成されたバースト波信号は、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。
【００２９】
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。
【００３０】
制御部１３は、送信部１１からのバースト波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。
【００３１】
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バースト波信号がプローブ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。
【００３２】
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。
【００３３】
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。
【００３４】
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。
【００３５】
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。
【００３６】
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。
【００３７】
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（例えば８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によるバースト波信号の遅延、受信部１２での遅延加算が行われる。
【００３８】
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。
【００３９】
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。
【００４０】
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。
【００４１】
以下、このカラードプラ処理部１６での処理を説明する。
【００４２】
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。
【００４３】
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。この図では、パルス信号が単純化されて示されているが、パルス信号１つずつが、中心周波数ｆ０であって長さが複数波長のバースト信号である。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。
【００４４】
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、
【００４５】
【数２】
2015084978.tif 000004
【００４６】
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。
【００４７】
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
【００４８】
【数３】
2015084978.tif 000005
【００４９】
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。
【００５０】
【数４】
2015084978.tif 000006
【００５１】
【数５】
2015084978.tif 000007
【００５２】
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
【００５３】
【数６】
2015084978.tif 000008
【００５４】
が算出される。
【００５５】
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、
【００５６】
【数７】
2015084978.tif 000009
【００５７】
【数８】
2015084978.tif 000010
【００５８】
の関係にある。またドプラ定理
【００５９】
【数９】
2015084978.tif 000011
【００６０】
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、
【００６１】
【数１０】
2015084978.tif 000012
【００６２】
が算出される。
【００６３】
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
【００６４】
【数１１】
2015084978.tif 000013
【００６５】
【数１２】
2015084978.tif 000014
【００６６】
に従って算出される。
【００６７】
図３は、表示部で観察領域内の血流分布が表示される際に一緒に表示されるカラースケールの一例を示した図である。
【００６８】
この図３に示すＶｄｍａｘは、カラードプラ処理部１６で算出可能な最高の血流速度のうち、超音波ビームに沿って体表に近づく向上に流れる血流の最高速度である。また、−Ｖｄｍａｘは、超音波ビームに沿って体表から離れる向きに流れる血流の最高速度である。
【００６９】
したがって、このカラースケールは、中央よりも上の半分が赤色、下の半分が青色であって、かつ中央から離れるほど高輝度となっている。観察領域内の各点の血流速度は、このカラースケールに対応させ、その点の血流速度と向きに応じた色と輝度で表示される。
【００７０】
ここで、このカラードプラ処理部１６で求めることが可能な算出可能速度範囲について考察する。
【００７１】
位相差Φ（ｔ）は、上記の（６）式に従って算出される。したがって、この位相差Φ（ｔ）は、
【００７２】
【数１３】
2015084978.tif 000015
【００７３】
の制限を受ける。したがって最高のドプラ周波数ｆｄｍａｘは、
【００７４】
【数１４】
2015084978.tif 000016
【００７５】
となる。ここで、Ｔは、送受信の繰返し周期、ＰＲＦは、送受信の繰返し周波数（図２参照）である。
【００７６】
この送受信の繰返し周波数ＰＲＦは、
【００７７】
【数１５】
2015084978.tif 000017
【００７８】
の制限を受ける。ここでＤｅｐｔｈは観察領域の最高深さ、Ｃは音速である。超音波は音速Ｃで人体内を進み反射して音速Ｃで戻ってくる。したがって送受信の繰返し周波数ＰＲＦが高いと、観察可能な深度Ｄｅｐｔｈが浅くなることを意味する。このことから、算出可能な最高速度Ｖｄｍａｘは、
【００７９】
【数１６】
2015084978.tif 000018
【００８０】
となる。この（１６）式は、送受信の繰返し周波数ＰＲＦに応じて、すなわち観察の深さＤｅｐｔｈに応じて、最高速度Ｖｄｍａｘが制限されることを意味している。
【００８１】
次に、算出可能な最低速度Ｖｄｍｉｎについて考察する。
【００８２】
最低速度Ｖｄｍｉｎは、
【００８３】
【数１７】
2015084978.tif 000019
【００８４】
で表わされる。
【００８５】
ここで、ｆｃｕｔｏｆｆは、ＭＴＩフィルタ１５のカットオフ周波数である。このＭＴＩフィルタ１５のカットオフ周波数は、通常、送受信の繰返し周波数ＰＲＦの一定のパーセンテージＫ％でで決められる。したがって、（１７）式は、
【００８６】
【数１８】
2015084978.tif 000020
【００８７】
となる。
【００８８】
このように、最高速度Ｖｄｍａｘ、最低速度Ｖｄｍｉｎが送受信の繰返し周波数ＰＲＦに応じて制限を受け、人体内の深い点を観察しようとすると、繰返し周波数ＰＲＦを下げる必要があり、高速の血流を測定することができないことになる。一方、繰返し周波数ＰＲＦを上げると、今度は、（１８）式から分かるように最低速度Ｖｄｍｉｎが上がり、低速の血流を観察できないことになる。
【００８９】
次に、図１に示す超音波診断装置１Ａが抱えているもう１つの問題点について説明する。
【００９０】
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。
【００９１】
図４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４（Ａ）、図４（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４（Ａ）の縦軸は受信信号の振幅、図４（Ｂ）の縦軸は血流速度である。
【００９２】
図４（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。
【００９３】
図４（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４（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。
【００９４】
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。
【００９５】
図５は、本発明の一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５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。
【００９６】
この図５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。
【００９７】
図６は、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。
【００９８】
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。比較例（図１）で採用されている送信周波数ｆ０を用いる場合より更に速い血流速度を検出するため、ここでは、その送信周波数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を用いる場合より更に遅い血流速度を検出するため、その送信周波数ｆ０より高い第２周波数ｆ２、ここではｆ２＝（４／３）ｆ０を送信する。
【００９９】
図６（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のバースト波信号の送信が繰り返された後、送信周波数ｆ２のバースト波信号の送信が繰り返されている。
【０１００】
また図６（Ｂ）では、送信周波数ｆ１のバースト波信号と送信周波数ｆ２のバースト波信号が交互に繰り返し送信されている。
【０１０１】
図６（Ａ）、図６（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。
【０１０２】
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
【０１０３】
【数１９】
2015084978.tif 000021
【０１０４】
により算出される。但し、ｆｄ１はドプラ周波数である。
【０１０５】
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、
【０１０６】
【数２０】
2015084978.tif 000022
【０１０７】
【数２１】
2015084978.tif 000023
【０１０８】
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各パーセンテージ（（１８）式参照）である。
【０１０９】
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、
【０１１０】
【数２２】
2015084978.tif 000024
【０１１１】
により算出される。但し、ｆｄ２はドプラ周波数である。
【０１１２】
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、
【０１１３】
【数２３】
2015084978.tif 000025
【０１１４】
【数２４】
2015084978.tif 000026
【０１１５】
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各パーセンテージ（（１８）式参照）である。
【０１１６】
図７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。
【０１１７】
図７（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７（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。
【０１１８】
さらに図７（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。
【０１１９】
図５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。
【０１２０】
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。
【０１２１】
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。
【０１２２】
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
【０１２３】
【数２５】
2015084978.tif 000027
【０１２４】
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。
【０１２５】
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５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、
【０１２６】
【数２６】
2015084978.tif 000028
【０１２７】
となる。但し、ここでは、２つのＭＴＩファイル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（％）は、いずれも、Ｋ１＝Ｋ２＝Ｋ０（（１８）式参照）とし、図１の超音波診断装置１Ａにおける割合Ｋ０（％）に揃えている。
【０１２８】
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。
【０１２９】
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。
【０１３０】
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を切り替えて用いるため、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。
【０１３１】
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パルス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。
【０１３２】
これまでは、送波される超音波ビームの焦点については説明しなかったが、この焦点は、送信周波数ｆ１の超音波ビームと送信周波数ｆ２の超音波ビームとで同一であってもよく、あるいは、人体内の深さ方向に互いに異ならせてもよい。
【０１３３】
図８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。ここでは、送信周波数ｆ１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の超音波ビームのついては、送信周波数ｆ０の超音波ビームの焦点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。
【０１３４】
図９は、単一の送信周波数ｆ０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９（Ａ），図９（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９（Ａ）は斜視図的、図９（Ｂ）は平面的に表わされている。後述する図１０、図１１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。
【０１３５】
図１０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。
【０１３６】
図１０（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１０（Ｂ）の受信側超音波ビーム、図１０（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。
【０１３７】
図９と図１０を比較すると、２つの送信周波数ｆ１，ｆ２を採用した図１０の場合の方が、単一の送信周波数ｆ０を採用した図９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。
【０１３８】
図１１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１０の場合と同様、送信周波数ｆ１＝２ＭＨｚ、ｆ２＝４ＭＨｚが採用されている。また、焦点に関しては送信周波数ｆ１＝２ＭＨｚの超音波ビームについては焦点距離＝６０ｍｍ、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。
【０１３９】
図１１（Ａ）は、図１０（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。
【０１４０】
図１１（Ｂ）の受信側超音波ビーム、図１１（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。
【０１４１】
図１０と図１１を比較すると、図１１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分解能をさらに改善でき、全領域の血流検出精度も高めることができる。
【０１４２】
尚、ここでは、２つの送信周波数ｆ１，ｆ２を採用した場合について説明したが、例えば３つの送信周波数ｆ１，ｆ０，ｆ２を採用してもよく、本発明は２つ以上の送信周波数を採用すればよい。
【符号の説明】
【０１４３】
１Ａ，１Ｂ    超音波診断装置
１０    プローブ
１１    送信部
１２    受信部
１３    制御部
１４    Ｂモード処理部
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
【図１】
2015084978.tif 000029
【図２】
2015084978.tif 000030
【図３】
2015084978.tif 000031
【図４】
2015084978.tif 000032
【図５】
2015084978.tif 000033
【図６】
2015084978.tif 000034
【図７】
2015084978.tif 000035
【図８】
2015084978.tif 000036
【図９】
2015084978.tif 000037
【図１０】
2015084978.tif 000038
【図１１】
2015084978.tif 000039