(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
正圧先行の超音波パルスと負圧先行の超音波パルスとを交互に同一方向へ所定の繰り返し周波数ＰＲＦで繰り返し被検体に送信する手段と、
前記被検体からのエコーを受信し、その受信信号からドプラ信号を検出する手段と、
前記ドプラ信号に対してＤＣ周波数付近と＋ＰＲＦ／２付近と−ＰＲＦ／２付近とにおいて他の周波数領域よりも強く減衰をかけ、かつ前記ＤＣ周波数付近の減衰を前記＋ＰＲＦ／２付近及び−ＰＲＦ／２付近の減衰よりも弱くかけるフィルタと、
前記フィルタの出力に基づいてクラッタ部分と血流部分とが混在する画像を生成する手段とを具備することを特徴とする超音波診断装置。
【請求項２】
前記フィルタにより、前記ドプラ信号に含まれるクラッタ成分の最大振幅は前記ドプラ信号に含まれる血流成分の最大振幅に対して略同一にな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】
前記超音波パルスはコード化パルス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４】
前記受信信号のエネルギーを特定の短期間に集中させるために、前記受信信号に対してパルス圧縮処理を施す手段をさらに備えることを特徴とする請求項３記載の超音波診断装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、血流を２次元的に表示するための機能を有する超音波診断装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
血流を２次元的に表示する方法としてカラードプラ法がある。近年は、血流の速度表示ではなく、血流のパワー表示（以下、パワードプラという）の方が、感度、分解能ともに高いので好まれる傾向がある。しかし、パワードプラの分解能はＢモード画像には太刀打ち出来ない。さらに、血流表示を行うと、Ｂモード時に比べてフレームレートがかなり低下するという問題もある。
【０００３】
血流像の分解能が悪い原因はいくつかあるが、主な原因は、クラッタ対ドプラ信号比（Ｃ／Ｄ）が４０ｄＢ程度と、クラッタ信号に比べて血流信号がかなり小さいことである。そのために、送信波数を４〜８波のように長い波連長のパルスを用いて狭帯域で送信し、狭帯域の受信フィルタをかけることで、感度を上げているが、これが距離分解能の低下を招いている。
【０００４】
近年、超音波造影剤を経静脈的に注入して診断するコントラストエコー法が脚光を浴びている。その映像法としては、Ｂモードとカラードプラ（パワードプラ）の２通りがあるが、感度的にはパワードプラの方が良いものの、分解能的にはＢモードの方が優れているために、Ｂモードが好まれる傾向にある。コントラストエコー法の場合は、血管内に入った造影剤がエコーを増強するので、Ｂモードでも血流を観察することができるのである。しかし、超音波造影剤を使用しない場合は、Ｂモードで血流を観察することは困難である。
【０００５】
このようにＢモードが同一の位置へ１回しか超音波ビームを送信／受信しないのに対して、カラードプラ法では６〜１６回の送受を行い、さらにＢモードを重ねて表示するためにＢモード専用の送受も１回行う。そのために、フレームレートが低下するという問題がある。
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】
本発明の目的は、血流を２次元的に表示することの可能な超音波診断装置において、血流だけでなく組織も合わせて表示し、しかもフレームレートを向上することにある。
【０００７】
【課題を解決するための手段】
本発明は、正圧先行の超音波パルスと負圧先行の超音波パルスとを交互に同一方向へ所定の繰り返し周波数ＰＲＦで繰り返し被検体に送信する手段と、前記被検体からのエコーを受信し、その受信信号からドプラ信号を検出する手段と、前記ドプラ信号に対してＤＣ周波数付近と＋ＰＲＦ／２付近と−ＰＲＦ／２付近とにおいて他の周波数領域よりも強く減衰をかけ、かつ前記ＤＣ周波数付近の減衰を前記＋ＰＲＦ／２付近及び−ＰＲＦ／２付近の減衰よりも弱くかけるフィルタと、前記フィルタの出力に基づいてクラッタ部分と血流部分とが混在する画像を生成する手段とを具備することを特徴とする。
【０００８】
【発明の実施の形態】
以下、図面を参照して本発明による装置を好ましい実施形態により説明する。
【０００９】
図１は、本発明の第１実施形態に係る超音波診断装置の構成図を示す。送信回路２は所定のパルスシーケンスでパルス信号を超音波プローブ１に供給する。これにより超音波プローブ１から被検体に超音波パルスが所定のパルスシーケンスで送信される。受信回路３は、超音波プローブ１を介してエコー信号を受信して、整相加算の処理を行った後、高周波（ＲＦ）信号を直交検波して、直交信号（Ｉ，Ｑ）信号に変換する。ＩＱ信号は一度コーナーターニングバッファ４に格納されてから、同一方向へのビームを取り出して、ウォールフィルタ５に送られる。ウォールフィルタ５では主にクラッタ成分を除去する処理を行い、この出力信号列をパワー平均回路６でパワーの平均を取り、座標変換回路７で超音波ビームを直交座標に変換して、表示モニタ８で表示する。
【００１０】
上記送信回路２は、血流感度が十分な場合には、１〜２波という短い波連長で超音波パルスの送信を行う。得られた受信信号は、コーナーターニングバッファ４に一度格納され、同一方向への送信パルスから得られた受信信号だけを１組（パケット）としてウォールフィルタ５に送られる。
【００１１】
送信においては、パルスインバージョンドプラ法に従って、図２（ａ）の正圧先行の超音波パルスと、図２（ｂ）の負圧先行の超音波パルスとを同一方向に所定のパルス繰り返し周波数（ＰＲＦ）で交互に繰り返し送信する。一方、血流感度が十分でない場合は、コード化したパルスを出力する。コード化したパルスの例としては、正圧先行の超音波パルス要素をコード“０”とし、負圧先行の超音波パルス要素をコード“１”として、１つの超音波パルスを正圧先行の超音波パルス要素と負圧先行の超音波パルス要素との組み合わせとして構成し、その組み合わせパターンをコード列、例えば［１，１，１，−１，−１，１，−１］の７ビットバーカーコードや、擬似チャープ信号（チャープ信号を＋１，−１で２値化したコード）として表すものである。
【００１２】
コード化パルスを使用した場合には、受信回路３でパルス圧縮処理を施す。これは、受信信号のＲＦ信号またはＩＱ信号で、ＦＩＲ型フィルタをかけることにより実現できる。フィルタ係数としては送信パルスと同じ値を使用するマッチドフィルタ法や２乗誤差を最小にする最小２乗フィルタ法で求めることができる。このパルス圧縮により、図２（ｃ）に示すように、パルス持続期間中の特定の短期間にエネルギーを集中させて、距離分解能を向上させることができる。
【００１３】
上述したように、送信パルスは所定の繰り返し周波数（ＰＲＦ）で同一の方向に数回送信される。この同一方向への送信と、異なった方向への送信は、順次にあるいは交互に行われる。パルスインバージョンドプラ法によらないで、正圧先行又は負圧先行の１種類の超音波パルスを繰り返し周波数ＰＲＦで送信する場合、図３（ａ）、図３（ｂ）に示すように、血流成分は基本波及び２次高調波共に、ＤＣを中心として集まり、クラッタ成分も同様に基本波及び２次高調波共に、ＤＣを中心として集まる。しかし、パルスインバージョンドプラ法に従って、正圧先行の超音波パルスと負圧先行の超音波パルスとを繰り返し周波数ＰＲＦで交互に送信すると、図３（ｃ）に示すように、分離する。
【００１４】
具体的には、図４に示すように、ドプラ信号の周波数スペクトラムは、２次高調波のクラッタ成分（組織）はＤＣ付近に集まり、また基本波のクラッタ成分は＋ＰＲＦ／２付近と−ＰＲＦ／２付近とに離散する。一方、血流成分は、基本波、２次高調波共に、ＤＣと＋ＰＲＦ／２との間、またＤＣと−ＰＲＦ／２との間に広がる。つまり、血流成分とクラッタ成分とは、周波数軸上で比較的分離する。このような周波数スペクトラムのドプラ信号に対して、ＤＣ付近と＋ＰＲＦ／２付近と−ＰＲＦ／２付近とにおいて他の周波数領域よりも減衰の強いフィルタ特性でフィルタをかけると、クラッタ成分の振幅が血流に対して相対的に下がり、その結果、クラッタ成分の最大振幅と血流成分の最大振幅とが近似的になる。従って、最終的に、このフィルタ５の出力から得られる画像には、クラッタ部分と血流部分とが混在することになるが、両者の最大階調は近似的であるので、クラッタ部分に血流部分が埋もれることなく、つまりクラッタ部分と血流部分とがそれぞれ表現され得る。
【００１５】
ウォールフィルタ５は、ＦＩＲまたはＩＩＲ型のフィルタにより実現される。全パケットデータを使用してフィルタ係数を時変（ｔｉｍｅ  ｖａｒｉａｎｔ）にできるマトリクス型のフィルタが好ましい。ウォールフィルタ５では図５で示すような特性を持ったフィルタをかける。つまり、図４の分布状態のドプラ信号に対して、クラッタ成分の最大振幅とドプラ信号に含まれる血流成分の最大振幅とが略同一になるように、ドプラ信号に対してＤＣ周波数付近と＋ＰＲＦ／２付近と−ＰＲＦ／２付近とにおいて他の周波数領域よりも強く減衰をかける。
【００１６】
なお、図５はフーリエ周波数で表現した例であり、所望のフィルタはこの特性に限定されず、「基本波のクラックを除去し、２次高調波のクラッタをある程度減衰させて、血流信号は基本波、２次高調波ともに相対的に強調する」という特性を持ったものである。図５のフーリエ周波数特性で提示したフィルタ以外にこの特性を満足させるものとして、パケットデータに対して低次の多項式による最小２乗近似でクラッタを近似して除去する方法がある。ＤＣ付近のクラッタを除去する係数はこのようにして最小２乗法により得られる。２次高調波のＰＲＦ／２にあるクラッタを除去する係数は、ＤＣクラッタ除去の係数に対して周波数上でπ位相がずれた信号だからフーリエ変換の性質により時間軸では［１，−１，１，−１，１，−１，・・・］を乗算することで得られる。
【００１７】
ここで、完全にＤＣ，ＰＲＦ／２の周波数を除去するのではなく、血流と組織像の信号比によりＤＣ，ＰＲＦ／２それぞれの減衰率を変化できるようにする。最小２乗法によって得られる係数はマトリクス型のフィルタで実現できるが、時変であるので周波数特性として表現することは困難である。マトリクス型のフィルタとは、
ｙ＝Ｗｘ
で実現されるもので、ｘは入力データ列ベクトル、ｙは出力データ列ベクトル、Ｗはマトリクス（行列）である。
【００１８】
ウォールフィルタ５の出力は、パワー平均回路６で、
Ｐ＝Ｉ2 ＋Ｑ2 
の計算式によりパワーが計算され、さらにパケットサイズ分の平均が取られる。このパワーデータには、組織からのエコーと血流からのエコーが同程度のパワー値として含まれている。パワーの平均が取られた後に、必要に応じてＬＯＧ等の圧縮を施された後、座標変換されてモニタ８に画像表示される。
【００１９】
上述したパルスインバージョンドプラ法とは、Ｂｕｒｎｓ等によって提唱された方法である。図２（ａ）に示す正圧先行のパルスと図２（ｂ）に示す負圧先行のパルスとを、パルス繰り返し周波数ＰＲＦで交互に同一の方向に対して複数回送信する。受信したドプラ信号は、基本波は位相がπだけずれる。しかし、伝播やバブルからの反射によって発生する２次高調波からのドプラ信号の位相はずれない。そのために、通常のドプラ法による基本波によるドプラシフトが図３（ａ）のようであった場合は、パルスインバージョンドプラ法を行わない場合は基本波のドプラシフト、２次高調波のドプラシフトは、図３（ｂ）の網掛けで示すようになり、パルスインバージョンドプラ法を行った場合は、図３（ｃ）に示すように、基本波のドプラシフトは、＋ＰＲＦ／２の付近と、−ＰＲＦ／２とぼ付近とに別れ、２次高調波によるドプラシフトはＤＣ付近に集まる。
【００２０】
上述のＢｕｒｎｓ等の論文の要旨は、組織の動きがあった場合でも基本波と２次高調波を効率良く分離することである。論文中で、Ｂモード画像、カラードプラ画像に利用できると記載されているが、その映像法は従来の範疇を超えていない。つまり、本特許で提案するような、血流と組織像を同時に表示することについては言及していない。
【００２１】
ここで、造影剤を用いない場合について考える。図４の中で一番振幅が大きいのは、±ＰＲＦ／２付近に分離した基本波のクラッタである。次に振幅が大きいのはＤＣのまわりで、これは伝播の非線形によって発生した２次高調波によるクラッタである。基本波による血流からのドプラ信号、２次高調波による血流からのドプラ信号は、低振幅で、流速にもよるが全体にＤＣとＰＲＦ／２の中間にあるか、あるいは全体に渡って広がっている。
【００２２】
したがって、図５に示すように、±ＰＲＦ／２付近は大きく減衰し、ＤＣ付近もある程度減衰するようなＢＰＦ特性を持つウォールフィルタ５をかけると、図６に示すように、基本波のクラッタはほとんど減衰させ、２次高調波のクラッタもかなり減衰させ、血流成分を相対的に強調させることができる。このフィルタを通過させた後の信号のパワーを取ると、ここに含まれる信号は、血流と２次高調波による組織（クラッタ）となり、両者の振幅比も近いものとなる。組織に動きがある場合にはドプラ成分となるが、これはＤＣ付近のＨＰＦのカットオフ周波数を適当に高くすることで調整可能である。このようにして、血流像と組織像を１つの同一情報として画像表示することが可能になる。
【００２３】
次に、分解能を改善する方法について説明する。従来、血流像を表示するための送信は、４〜８波の波連長であり、つまり狭帯域で送信し、受信フィルタも狭帯域にすることで、Ｓ／Ｎをかせいでいる。しかしこれは１〜２波送信のＢモード画像にくらべて距離分解能を著しく低下させている。こうする理由は、クラッタ対ドプラ信号比（Ｃ／Ｄ）が４０ｄＢ程度と、血流信号が組織信号にくらべて大幅に小さいからである。
【００２４】
この問題も、装置の高ダイナミックレンジ化のおかげで、昔ほど深刻な問題ではなくなりつつある。頸動脈のように、部位が浅くてＣＤ比が比較的小さい場所では、Ｂモードと同じの送信駆動条件でも、前述した方法で、血流信号振幅を組織の振幅に近づけることが可能である。つまり、Ｂモードと同等の距離分解能を持つ、組織と血流の同時表示が可能である。この場合に、Ｂモードと血流を表示する送信パルスが同一であるので、送信パルスがＢモードと血流で別々な従来のカラードプラ法に比べて、フレームレートを上げることができる。更に、血流のパワーのみで、速度や分散を表示しない場合には、表示する場合に比べてパケットサイズ（同一位置での繰り返し送信の回数）を小さくできるので、速度及び／又は分散表示の場合よりもフレームレートは速くすることができる。
【００２５】
さて、深部でＣＤが大きい場合は、血流信号の感度アップが必要である。このためには、レーダーで用いられているパルス圧縮技術を使用する。具体的な方法については、バーカーコードを用いる方法が好ましい。バーカーコード以外にも擬似チャープ信号（チャープ信号を＋１，−１で２値化したコード）も用いることができる。これらの符号化したパルスで送信し、最小２乗フィルタ（Ｗｉｅｎｅｒ  Ｆｉｌｔｅｒ）を用いることで距離方向にサイドローブの少ない短かくて振幅の大きいパルスを得ることができる。これにより、Ｓ／Ｎを大幅に向上することができる。
【００２６】
本発明は上述した実施形態に限定されず、種々変形して実施可能である。
【００２７】
【発明の効果】
本発明によれば、正圧先行の超音波パルスと負圧先行の超音波パルスとを繰り返し周波数ＰＲＦで交互に送信すると、ドプラ信号の周波数スペクトラムは、２次高調波のクラッタ成分（組織）はＤＣ付近に集まり、また基本波のクラッタ成分は＋ＰＲＦ／２付近と−ＰＲＦ／２付近とに離散する。一方、血流成分は、基本波、２次高調波共に、ＤＣと＋ＰＲＦ／２との間、またＤＣと−ＰＲＦ／２との間に広がる。つまり、血流成分とクラッタ成分とは、周波数軸上で比較的分離する。このような周波数スペクトラムのドプラ信号に対して、ＤＣ付近と＋ＰＲＦ／２付近と−ＰＲＦ／２付近とにおいて他の周波数領域よりも減衰の強いフィルタ特性でフィルタをかけると、クラッタ成分の振幅が血流に対して相対的に下がり、その結果、クラッタ成分の最大振幅と血流成分の最大振幅とが近似的になる。従って、このフィルタの出力から得られる画像には、クラッタ部分と血流部分とが混在することになるが、両者の最大階調は近似的であるので、クラッタ部分に血流部分が埋もれることなく、つまりクラッタ部分と血流部分とがそれぞれ表現され得る。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の実施形態に係る超音波診断装置の構成を示すブロック図。
【図２】（ａ）は図１の送信回路により発生される正圧先行のパルス要素を示し、（ｂ）は負圧先行のパルス要素を示し、（ｃ）は図１の受信回路内でパルス圧縮された受信信号の波形例を示す図。
【図３】（ａ）、（ｂ）はパルスインバーションドプラ法を用いない場合の図１のウォールフィルタの入力信号に関する周波数スペクトラムを模式的に示し、（ｃ）はパルスインバーションドプラ法を用いる場合の図１のウォールフィルタの入力信号に関する周波数スペクトラムを模式的に示す図。
【図４】図３（ｃ）の周波数スペクトラムを詳細に示す図。
【図５】図１のウォールフィルタの特性を示す図。
【図６】図１のウォールフィルタの出力信号の周波数スペクトラムを示す図。
【符号の説明】
１…超音波プローブ、
２…送信回路、
３…受信回路、
４…コーナーターニングバッファ、
５…ウォールフィルタ、
６…パワー平均回路、
７…座標変換回路、
８…表示モニタ。
【図１】
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【図２】
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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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