(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
超音波パルスを被検体内に送信すると共に該被検体内から超音波エコーを受信し、該超音波エコーに基づく受信エコー信号からドプラ信号成分を抽出し、前記ドプラ信号成分に基づいてパワーレベルを検出し、前記パワーレベルが閾値以上の血流領域に関するＣＦＭデータを生成し、前記ＣＦＭデータに基づくＣＦＭ画像を表示する機能を有する超音波診断装置であって、
ドプラ角速度が比較的低い領域の前記閾値を、ドプラ角速度が比較的高い領域の前記閾値よりも実質的に小さくすると共に、ドプラ角速度が比較的高い領域で前記閾値が２以上あって、パルス繰り返し周波数が低いほど前記閾値を実質的に大きくするように前記閾値を変更する閾値変更手段を具備したことを特徴とする超音波診断装置。
【請求項２】
請求項１に記載の超音波診断装置において、
前記受信エコー信号を直交検波する直交検波手段と、
前記直交検波手段から出力されたデータに対して高域通過させるフィルタであって、パルス繰り返し周波数に応じて高域通過させるドプラ角速度が異なるＭＴＩフィルタとを具備したことを特徴とする超音波診断装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、ＣＦＭ（Color Flow Mapping）画像表示方法および超音波診断装置に関し、さらに詳しくは、低速・小パワーの血流を好適に表示することが出来るＣＦＭ画像表示方法および超音波診断装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
図６は、従来の超音波診断装置の一例を示す構成図である。
この超音波診断装置５００は、超音波探触子１０と、ビームフォーマ（Beam Former）１１と、スキャンコントローラ（scan controller）１２と、直交検波部１３と、ＭＴＩ（Moving Target Indication）フィルタ１４と、自己相関器１５と、速度演算部１６と、分散演算部１７と、パワー演算部１８と、パワーレベル検出部２０と、アンド回路２１，２２と、ＤＳＣ（Digital Scan Converter）２３と、ＣＲＴ（Cathode Ray Tube）２２とを具備して構成されている。
【０００３】
前記超音波探触子１０およびビームフォーマ１１は、超音波パルスを被検体内に送信すると共に該被検体内から超音波エコーを受信し、該超音波エコーに基づく受信エコー信号ｅを出力する。
前記スキャンコントローラ１２は、超音波パルスの送信や超音波エコーの受信の制御を行い、例えばパルス繰り返し周波数（ＰＲＦ；Pulse Repetition Frequency）の指示などを行う。
前記直交検波部１３は、前記超音波エコー信号ｅからドプラ信号のＩデータ（同相成分）およびＱデータ（直交成分）を抽出する。
【０００４】
前記ＭＴＩフィルタ１４は、前記ＩデータおよびＱデータから動きのある成分だけを抽出する。
図７に、前記ＭＴＩフィルタ１４の通過特性を示す。
ＭＴＩフィルタ１４は、クラッタ（clutter）成分のみを除去するために、ドプラ角速度が比較的低い部分を阻止し、比較的高い部分を通過させる通過特性を持っている。この通過特性は、パルス繰り返し周波数ＰＲＦで正規化されて定義されているため、比較的低いパルス繰り返し周波数ＰＲＦでは実際の阻止域は比較的狭くなり、比較的高いパルス繰り返し周波数ＰＲＦでは実際の阻止域は比較的広くなる。
【０００５】
前記自己相関器１５は、自己相関演算により前記ＩデータおよびＱデータからドプラ成分を算出する。
前記速度演算部１６は、速度ｖを算出し、出力する。
前記分散演算部１７は、速度の分散σを算出し、出力する。
前記パワー演算部１８は、動きのパワーｐを算出し、出力する。
【０００６】
前記パワーレベル検出部２０は、前記パワーｐと一定の閾値thとを比較し、パワーｐが一定の閾値th以上ならば前記アンド回路２１，２２に対して“１”を出力し、前記パワーｐが前記閾値thより小さければ前記アンド回路２１，２２に対して“０”を出力する。
前記アンド回路２１は、前記パワーレベル検出部２０から“１”が入力されている期間だけ、前記速度ｖを前記ＤＳＣ２３へ通過させる。
前記アンド回路２２は、前記パワーレベル検出部２０から“１”が入力されている期間だけ、前記分散σを前記ＤＳＣ２３へ通過させる。
これにより、パワーｐが前記閾値thより小さい成分（図８の斜線部分）を除去することで、画面上にホワイトノイズが現れることを抑制している。
【０００７】
前記ＤＳＣ２３は、前記パワー演算部１８および前記アンド回路２１，２２からの入力信号に基づいてＣＦＭ画像データを生成し、前記ＣＲＴ２４へ出力する。
前記ＣＲＴ２４は、前記ＣＦＭ画像データに基づいて、画面上にＣＦＭ画像を表示する。
【０００８】
【発明が解決しようとする課題】
図９は、被検体Ｈに前記超音波探触子１０を当てて、高速・大パワーの血流が流れる血管Ｔ１および低速・小パワーの血流が流れる血管Ｔ２を撮影する状態を示す説明図である。
なお、説明の都合上、血管Ｔ１の中央付近の血流Ｖｃは高速・大パワーであり、血管Ｔ１の管壁付近の血流Ｖｐは中速・中パワーであり、血管Ｔ２の血流Ｖｌは低速・小パワーであるとする。
そして、図７に示すように、血流Ｖｃに対応するドプラ角周波数がωｃ、血流Ｖｐに対応するドプラ角周波数がωｐ、血流Ｖｌに対応するドプラ角周波数がωｌであるとする。
また、図８に示すように、血流Ｖｃに対応するパワーがＰｃ、血流Ｖｐに対応するパワーがＰｐ、血流Ｖｌに対応するパワーがＰｌであるとする。
【０００９】
図１０は、パルス繰り返し周波数が比較的高い場合に表示されるＣＦＭ画像Ｇｈの模式図である。
図７に示したＭＴＩフィルタ１４の高ＰＲＦの通過特性から、高速・大パワーの血流Ｖｃおよび中速・中パワーの血流Ｖｐは描出されるが、低速・小パワーの血流Ｖｌは描出されない。
【００１０】
図１１は、パルス繰り返し周波数が比較的低い場合に表示されるＣＦＭ画像Ｇｌの模式図である。
図７に示したＭＴＩフィルタ１４の低ＰＲＦの通過特性から、高速・大パワーの血流Ｖｃ，中速・中パワーの血流Ｖｐおよび低速・小パワーの血流Ｖｌは全て描出される。
ところが、管壁の動きや超音波ビームの太さ等に起因して、血管Ｔ１の外側の領域にも動き成分が描出されてしまう滲み領域Ｖｍが現れてしまう。
なお、説明の都合上、図７に示すように、滲み領域Ｖｍに対応するドプラ角周波数がωｍであるとする。また、図８に示すように、滲み領域Ｖｍに対応するパワーがＰｍであるとする。
【００１１】
上記のように、従来の超音波診断装置５００では、低速の血流Ｖｌを見ようとしてパルス繰り返し周波数を低くすると、滲み領域Ｖｍが現れてしまう問題点があった。
そこで、本発明の目的は、パルス繰り返し周波数を低くしても滲み領域Ｖｍが現れないように改良し、低速・小パワーの血流を好適に表示できるようにしたＣＦＭ画像表示方法および超音波診断装置を提供することにある。
【００１２】
【課題を解決するための手段】
第１の観点では、本発明は、超音波パルスを対象物内に送信すると共に該対象物内から超音波エコーを受信し、該超音波エコーに基づく受信エコー信号からドプラ信号成分を抽出し、前記ドプラ信号成分に基づいてパワーレベルを検出し、前記パワーレベルが閾値以上の流れ領域に関するＣＦＭデータを生成し、前記ＣＦＭデータに基づくＣＦＭ画像を表示するＣＦＭ画像表示方法であって、ドプラ角速度が比較的低い領域の前記閾値を、ドプラ角速度が比較的高い領域の前記閾値よりも実質的に小さくすると共に、ドプラ角速度が比較的高い領域で前記閾値が２以上あって、パルス繰り返し周波数が低いほど前記閾値を実質的に大きくすることを特徴とするＣＦＭ画像表示方法を提供する。
上記第１の観点によるＣＦＭ画像表示方法では、パルス繰り返し周波数が低いほど閾値を実質的に大きくするので、パルス繰り返し周波数が比較的低い場合は、比較的大きな値の閾値となる。このため、パルス繰り返し周波数を比較的低くした場合に血管壁の外側に現れようとする滲み領域のパワーより前記閾値が大きくなり、滲み領域に対応するＣＦＭデータが生成されなくなる。よって、滲み領域が現れなくなる。一方、ドプラ角速度が比較的低い場合は、比較的小さい値の閾値とする。このため、低速・小パワーの血流のパワーより前記閾値が小さくなり、低速・小パワーの血流に対応するＣＦＭデータが生成される。よって、低速・小パワーの血流を描出できる。結局のところ、滲み領域が現れないようにして、低速・小パワーの血流を表示できるようになる。
なお、上記構成において「閾値を実質的に大きくする／小さくする」とは、「１つのパワーレベルに対して閾値それ自体を増減する」ことは言うまでもなく、例えば「閾値は固定しておいて、パワーレベルの方を増減する」ことでもよい、という意味である。
【００１３】
第２の観点では、本発明は、超音波パルスを被検体内に送信すると共に該被検体内から超音波エコーを受信し、該超音波エコーに基づく受信エコー信号からドプラ信号成分を抽出し、前記ドプラ信号成分に基づいてパワーレベルを検出し、前記パワーレベルが閾値以上の血流領域に関するＣＦＭデータを生成し、前記ＣＦＭデータに基づくＣＦＭ画像を表示する機能を有する超音波診断装置であって、ドプラ角速度が比較的低い領域の前記閾値を、ドプラ角速度が比較的高い領域の前記閾値よりも実質的に小さくすると共に、ドプラ角速度が比較的高い領域で前記閾値が２以上あって、パルス繰り返し周波数が低いほど前記閾値を実質的に大きくするように前記閾値を変更する閾値変更手段を具備したことを特徴とする超音波診断装置を提供する。
上記第２の観点による超音波診断装置では、上記第１の観点によるＣＦＭ画像表示方法を好適に実施できる。
【００１４】
【発明の実施の形態】
以下、図に示す実施形態により本発明をさらに詳細に説明する。なお、これにより本発明が限定されるものではない。
図１は、本発明の一実施形態にかかる超音波診断装置を示す構成図である。
この超音波診断装置１００は、超音波探触子１０と、ビームフォーマ１１と、スキャンコントローラ１２と、直交検波部１３と、ＭＴＩフィルタ１４と、自己相関器１５と、速度演算部１６と、分散演算部１７と、パワー演算部１８と、閾値発生部１９と、パワーレベル検出部２０と、アンド回路２１，２２と、ＤＳＣ２３と、ＣＲＴ２４とを具備して構成されている。
【００１５】
前記超音波探触子１０およびビームフォーマ１１は、超音波パルスを被検体内に送信すると共に該被検体内から超音波エコーを受信し、該超音波エコーに基づく受信エコー信号ｅを出力する。
前記スキャンコントローラ１２は、超音波パルスの送信や超音波エコーの受信の制御を行い、例えばパルス繰り返し周波数の指示などを行う。
前記直交検波部１３は、前記超音波エコー信号ｅからドプラ信号のＩデータ（同相成分）およびＱデータ（直交成分）を抽出する。
【００１６】
前記ＭＴＩフィルタ１４は、前記ＩデータおよびＱデータから動きのある成分だけを抽出する。
図２に、前記ＭＴＩフィルタ１４の通過特性を示す。
ＭＴＩフィルタ１４は、クラッタ成分のみを除去するために、ドプラ角速度が比較的低い部分を阻止し、比較的高い部分を通過させる通過特性を持っている。この通過特性は、パルス繰り返し周波数ＰＲＦで正規化されているため、比較的低いパルス繰り返し周波数ＰＲＦでは実際の阻止域は比較的狭くなり、比較的高いパルス繰り返し周波数ＰＲＦでは実際の阻止域は比較的広くなる。
【００１７】
前記自己相関器１５は、自己相関演算により前記ＩデータおよびＱデータからドプラ成分を算出する。
前記速度演算部１６は、速度ｖを算出し、出力する。
前記分散演算部１７は、速度の分散σを算出し、出力する。
前記パワー演算部１８は、動きのパワーｐを算出し、出力する。
【００１８】
前記閾値発生部１９は、前記スキャンコントローラ１２からパルス繰り返し周波数ＰＲＦを知り、そのパルス繰り返し周波数ＰＲＦに基づいて閾値Ｔｈｘを発生し、前記パワーレベル検出部２０へ渡す。
図３に、閾値Ｔｈｘ（ｘ＝１，２，３，４）を例示する。
閾値Ｔｈ１，Ｔｈ２，Ｔｈ３，Ｔｈ４は、それぞれパルス繰り返し周波数がＰＲＦ１，ＰＲＦ２，ＰＲＦ３，ＰＲＦ４に対応する。ここで、ＰＲＦ１＜ＰＲＦ２＜ＰＲＦ３＜ＰＲＦ４である。
ドプラ角速度に関しては、閾値Ｔｈ１〜Ｔｈ３は、ドプラ角速度が比較的低い領域では比較的小さい値であり、ドプラ角速度が比較的高い領域では比較的大きな値である。閾値Ｔｈ４は、従来と同様に、ドプラ角速度に関して一定である。
一方、パルス繰り返し周波数ＰＲＦに関しては、ドプラ角速度が比較的高い領域では、パルス繰り返し周波数ＲＦ４，ＰＲＦ３，ＰＲＦ２，ＰＲＦ１の順に閾値Ｔｈ４，Ｔｈ３，Ｔｈ２，Ｔｈ１が大きくなる。すなわち、パルス繰り返し周波数ＰＲＦが比較的高い場合は比較的小さい値となり、パルス繰り返し周波数が比較的低い場合は比較的大きな値となる。ドプラ角速度が比較的低い領域では、閾値Ｔｈ１〜４は全て小さな値となる。
【００１９】
前記パワーレベル検出部２０は、前記パワーｐと前記閾値Ｔｈｘとを比較し、パワーｐが閾値Ｔｈｘ以上ならば前記アンド回路２１，２２に対して“１”を出力し、前記パワーｐが前記閾値Ｔｈｘより小さければ前記アンド回路２１，２２に対して“０”を出力する。
前記アンド回路２１は、前記パワーレベル検出部２０から“１”が入力されている期間だけ、前記速度ｖを前記ＤＳＣ２３へ通過させる。
前記アンド回路２２は、前記パワーレベル検出部２０から“１”が入力されている期間だけ、前記分散σを前記ＤＳＣ２３へ通過させる。
これにより、少なくともパワーｐが前記閾値Ｔｈｘより小さい成分を除去することで、画面上にホワイトノイズが現れることを抑制している。
【００２０】
前記ＤＳＣ２３は、前記パワー演算部１８および前記アンド回路２１，２２からの入力信号に基づいてＣＦＭ画像データを生成し、前記ＣＲＴ２４へ出力する。
前記ＣＲＴ２４は、前記ＣＦＭ画像データに基づいて、画面上にＣＦＭ画像を表示する。
【００２１】
図４は、被検体Ｈに前記超音波探触子１０を当てて、高速・大パワーの血流が流れる血管Ｔ１および低速・小パワーの血流が流れる血管Ｔ２を撮影する状態を示す説明図である。
なお、説明の都合上、血管Ｔ１の中央付近の血流Ｖｃは高速・大パワーであり、血管Ｔ１の管壁付近の血流Ｖｐは中速・中パワーであり、血管Ｔ２の血流Ｖｌは低速・小パワーであるとする。
そして、図２に示すように、血流Ｖｃに対応するドプラ角周波数がωｃ、血流Ｖｐに対応するドプラ角周波数がωｐ、血流Ｖｌに対応するドプラ角周波数がωｌであるとする。また、管壁の動きや超音波ビームの太さ等に起因して血管Ｔ１の外側の領域に現れようとする図１１の滲み成分Ｖｍに対応するドプラ角周波数がωｍであるとする。
また、図３に示すように、血流Ｖｃに対応するパワーがＰｃ、血流Ｖｐに対応するパワーがＰｐ、血流Ｖｌに対応するパワーがＰｌであるとする。また、前記滲み領域Ｖｍに対応するパワーがＰｍであるとする。
【００２２】
図５は、比較的低いパルス繰り返し周波数ＰＲＦ２の場合に表示されるＣＦＭ画像Ｇｌの模式図である。
図２に示したＭＴＩフィルタ１４の低ＰＲＦの通過特性および図３に示した閾値Ｔｈ２から、高速・大パワーの血流Ｖｃ，中速・中パワーの血流Ｖｐおよび低速・小パワーの血流Ｖｌは、ＭＴＩフィルタ１４を通過し且つ閾値Ｔｈ２よりパワーレベルが大きいため、全て描出される。しかし、滲み領域Ｖｍは、ＭＴＩフィルタ１４を通過するものの、閾値Ｔｈ２よりパワーレベルが小さいため、描出されない。よって、滲み領域Ｖｍが現れないようにして、低速・小パワーの血流Ｖｌを表示できることとなる。
【００２３】
なお、上記超音波診断装置１００では、前記閾値発生部１９で、パルス繰り返し周波数ＰＲＦに応じて閾値Ｔｈｘを切り替えたが、閾値はパワーに対する相対的な値なので、パルス繰り返し周波数ＰＲＦおよびドプラ角速度（または速度ｖ）に応じてパワーｐを一定の閾値に対して増減しても等価である。
つまり、前記閾値発生部１９の代わりに、ドプラ角速度に関してパワーレベルに乗じる係数を２段階以上とし、ドプラ角速度が比較的低い場合は比較的大きい値とし、ドプラ角速度が比較的高い場合は比較的小さい値とすると共に、少なくともドプラ角速度が比較的高い領域では、パルス繰り返し周波数に関してパワーレベルに乗じる係数を２段階以上とし、パルス繰り返し周波数が比較的高い場合は比較的大きい値とし、パルス繰り返し周波数が比較的低い場合は比較的小さな値とする係数を発生する係数発生手段を設けると共に、前記係数をパワーレベルに乗じる乗算手段を前記パワー演算部１８と前記パワーレベル検出部２０の間に入れてもよい。
【００２４】
【発明の効果】
本発明のＣＦＭ画像表示方法および超音波診断装置によれば、パルス繰り返し周波数を低くしても滲み領域が現れないため、低速・小パワーの血流を好適に表示できるようになる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の一実施形態にかかる超音波診断装置を示す構成図である。
【図２】ＭＴＩフィルタの通過特性を示すグラフである。
【図３】閾値発生部で発生する閾値の説明図である。
【図４】被検体内の血流を撮影する状態を示す説明図である。
【図５】本発明の超音波診断装置により表示される低ＰＲＦ時のＣＦＭ画像を示す模式図である。
【図６】従来の超音波診断装置の一例を示す構成図である。
【図７】ＭＴＩフィルタの通過特性を示すグラフである。
【図８】従来の超音波診断装置における閾値の説明図である。
【図９】被検体内の血流を撮影する状態を示す説明図である。
【図１０】高ＰＲＦ時のＣＦＭ画像を示す模式図である。
【図１１】従来の超音波診断装置により表示される低ＰＲＦ時のＣＦＭ画像を示す模式図である。
【符号の説明】
１００      超音波診断装置
１０        超音波探触子
１１        ビームフォーマ
１２        スキャンコントローラ
１３        直交検波部
１４        ＭＴＩフィルタ
１５        自己相関器
１６        速度演算部
１７        分散演算部
１８        パワー演算部
１９        閾値発生部
２０        パワーレベル検出部
２１，２２  アンド回路
２３        ＤＳＣ
２４        ＣＲＴ
【図１】
0004463924.tif 000002
【図２】
0004463924.tif 000003
【図３】
0004463924.tif 000004
【図４】
0004463924.tif 000005
【図５】
0004463924.tif 000006
【図６】
0004463924.tif 000007
【図７】
0004463924.tif 000008
【図８】
0004463924.tif 000009
【図９】
0004463924.tif 000010
【図１０】
0004463924.tif 000011
【図１１】
0004463924.tif 000012