JP4660126B2 - 超音波血流イメージング装置 - Google Patents

Description

本発明は、被検体から得られる超音波受信信号に基づいて血流の可視化を行なう超音波血流イメージング装置に関する。

超音波診断法は、超音波プローブに内蔵された圧電振動子から発生する超音波を被検体内に放射し、被検体組織の音響インピーダンスの差異によって生ずる反射波を前記圧電振動子によって受信してモニタ上に表示するものである。この診断方法は、超音波プローブを体表に接触させるだけの簡単な操作でリアルタイムの２次元画像データが容易に得られるため、臓器の機能診断や形態診断に広く用いられている。

被検体の組織あるいは血球からの反射波により生体情報を得る超音波診断法は、超音波パルス反射法と超音波ドプラ法の２つの大きな技術開発により急速な進歩を遂げ、上記技術を用いて得られるＢモード画像とカラードプラ画像は、今日の超音波診断において不可欠なものとなっている。

カラードプラ画像の観測が可能な従来の超音波血流イメージング装置では、同一方向にN回の超音波送受波を行い、このとき得られるＮ個のデータ数（以下では、パケットと呼ぶ。）から超音波送受波方向における血流の平均速度や分散、更にはパワー値の算出と表示を行なってきた。

このような、血流の平均速度、分散、パワーの表示を行なう従来のカラードプラ法の他に、近年、赤血球からの反射波の干渉に起因するスペックルデータを高速度で収集し、得られたスペックルデータを通常の速度にスローモーション表示して血流の流れを可視化する方法が提案されている（例えば、特許文献１参照。）。この方法によれば、スペックルの微妙な時間的及び空間的な変化を連続して捉えることができるため、上述のカラードプラ法と比較して血流情報を実際に流れているように可視化することが可能となる。

図１４は、上述の特許文献１に記載されている方法における走査方法とデータ処理方法を示した図であり、図１４（ａ）の横軸は時間、縦軸は走査方向に対応し、各点は超音波送受波に対応している。例えば、セクタ走査によって所定断面の超音波走査を行なう場合、時間間隔（以下、レート周期と呼ぶ。）Ｔｒで方向Ｒｐ（ｐ＝１乃至Ｐ）に対する超音波送受波を繰り返し複数の走査ＳＰ１，ＳＰ２，ＳＰ３，・・・・を行なう。

そして、例えば、走査ＲＰ１乃至ＲＰ６における超音波送受波によって時間間隔Ｔｘ（Ｔｘ＝Ｔｒ・Ｐ）で得られた所定送受波方向ＲＰｐの６つの受信信号をパケットとして血流情報の検出を行なう。但し、従来のカラードプラ法では上記パケット内の全データに対してフィルタ処理を行ない送受波方向Ｒｐの所定位置における血流の平均速度、分散、パワーの算出を行なってきたが、この方法においては、例えば、送受波方向Ｒｐにおいて時間間隔Ｔｘで連続して得られる３つの受信データを単位としてＦＩＲ（Finite Impulse Response）フィルタ処理を行ない、パワーを計算する。従来法では、1つのパケット内で平均したパワーデータを1個出力するのに対して、この方法では１つのパケット内で複数（図１４では４個）のパワーデータを出力する。

図１４（ｂ）は、前記パワーデータによる画像データ（以下では、ＢＭＩ画像データと呼ぶ。）Ｆｄ１、Ｆｄ２、・・・と、このＢＭＩ画像データと並行して生成される組織画像データ（所謂、Ｂモード画像データ）Ｆｂ１、Ｆｂ２、・・・を模式的に示しており、横軸は画像の収集順序、縦軸は走査方向に対応している。そして、ＢＭＩ画像データＦｄ１を構成する送受波方向Ｒｐのデータ（以下、ＢＭＩデータと呼ぶ。）は、走査ＳＰ１乃至ＳＰ３によって得られた受信信号に対してＦＩＲフィルタ処理を行なうことによって得られ、このような処理を全ての送受波方向Ｒ１乃至ＲＰに対して行なうことによってＢＭＩ画像データＦｄ１が生成される。

同様にして、ＢＭＩ画像データＦｄ２乃至Ｆｄ４も、走査ＳＰ２乃至ＳＰ４、ＳＰ３乃至ＳＰ５、ＳＰ４乃至ＳＰ６の受信信号に対するＦＩＲフィルタ処理によって生成される。即ち、６つの受信信号から構成されたパケットの中の連続した３つの受信信号を用いてＦＩＲフィルタ処理を行なうことにより４枚のＢＭＩ画像データＦｄ１乃至Ｆｄ４を得ることができる。

このような処理によって、時間方向に隣接するＢＭＩ画像データ間（例えば、ＢＭＩ画像データＦｄ１とＦｄ２）のフレーム間時間間隔はＴｘとなり、フレーム間時間間隔がＮ・Ｔｘ（Ｎ＝６）のカラードプラ画像データの場合と比較して高いフレームレートでＢＭＩ画像データを生成することが可能となる。

次いで、上述の方法によって高速で生成したＢＭＩ画像データを通常の表示スピードに変換することによって短時間で変化するスペックルデータを連続して映像化することができ、このスペックルデータの移動情報に基づいて血流の流れを可視化することが可能となる。
米国特許第６２７７０７５号明細書（第５−９頁、第２−６図）

しかしながら、上述の特許文献１の方法によって血球からの反射波に起因したスペックルデータを広範囲で連続して映像化することは実際には困難である。

何故ならば、上述のスペックルデータを空間的及び時間的に連続して観察するには、（１）ＢＭＩ画像データを構成する隣接ＢＭＩデータ（例えばＲＲｐとＲＲｐ＋１）のスペックルデータに強い相関がある程度に超音波送受波間隔ｄは十分密であること、（２）折り返りが発生しない程度の高い繰り返し周波数ｆｘ（ｆｘ＝１／Ｔｘ）で所定方向Ｒｐの超音波送受波が行なわれること、（３）少ないデータ数（Ｎｘ＝３＜Ｎ）によるフィルタ処理によって、生体組織からの反射波と血球からの反射波を分離し血流情報のみを感度よく抽出することが可能なこと、（４）生体組織からの反射波と血球からの反射波が分離できる程度に前記繰り返し周波数ｆｘが低いこと、等の条件を満たす必要があるからである。

例えば、８ＭＨｚの中心周波数をもつ超音波による頚動脈の血流計測において、送受波方向に対する最大血流速度成分が１０ｃｍ／ｓｅｃの場合、上述の折り返りが発生しない最小繰り返し周波数ｆｘは２．１ＫＨｚとなる。ここで、超音波送波繰り返し周波数（レート周波数）ｆｒ（ｆｒ＝１／Ｔｒ）を１６．８ＫＨｚとすれば各々の２次元走査において可能な超音波送波回数は８となり、例え４方向に対する並列同時受信を適用した場合であっても３２方向に対する受信信号に基づいて１枚のＢＭＩ画像データを生成することになる。

即ち、特許文献１の方法によって生成されるＢＭＩ画像データは、十分密な間隔で配置された３２本のＢＭＩデータによって構成されなくてはならないため、十分な視野幅（走査幅）を得ることができない。又、視野幅を広げるために上述の２次元走査を２つ以上のブロックで行ない、得られた複数のＢＭＩ画像データを合成する方法も考えられるが、この方法によれば、合成されたＢＭＩ画像データは時相の不連続なＢＭＩ画像データによって合成されるためその境界において許容できない不連続が発生し診断能を著しく低下させる。

一方、前記並列同時受信によって受信方向数を更に増加させる方法は、送信超音波ビームの拡散に伴って所定方向に対する送受信感度が劣化し、又、受信回路が複雑となるため限界がある。

本発明は、上述の問題点に鑑みてなされたものであり、その目的は、動態表示に優れた広範囲のＢＭＩ画像データの生成を可能とする超音波血流イメージング装置を提供することにある。

上記課題を解決するために、本発明の超音波血流イメージング装置は、超音波振動子を備えた超音波プローブと、前記超音波振動子を用いて所定の走査方向に対して超音波送受波を行う超音波送受波手段と、一連の超音波送受波として、基準方向を含む所定領域内において所定間隔ずつ離れた各方向に対して１回ずつ超音波送受波を行う第１の走査制御手段と、前記一連の超音波送受波が行われる度に、新たな基準方向を含む所定領域を設定する第２の走査制御手段と、前記超音波送受波手段が得た各々の受信信号に対してフィルタ処理を行なって、前記被検体の血球の流れに起因した受信信号成分を検出するフィルタリング手段と、このフィルタリング手段によって順次出力されるデータ列の各データに基づいてスペックルの変化を表示した画像データを生成する画像データ生成手段と、生成された前記画像データを表示する表示手段を備えたことを特徴としている。

又、本発明の超音波血流イメージング装置は、超音波振動子を備えた超音波プローブと、前記超音波振動子を用いて所定の走査方向に対して超音波送受波を行う超音波送受波手段と、基準方向を含む所定領域内において、所定間隔ずつ離れた各方向に対して、前記超音波送受波手段による一連の超音波送受波を行う第１の走査制御手段と、前記一連の超音波送受波が行われる度に、新たな基準方向を含む所定領域を設定する第２の走査制御手段と、前記超音波送受波手段が得た各々の受信信号に対してフィルタ処理を行なって、前記被検体の血球の流れに起因した受信信号成分を検出するフィルタリング手段と、このフィルタリング手段によって順次出力されるデータ列の各データに基づいてスペックルの変化を表示した画像データを生成する画像データ生成手段と、生成された前記画像データを表示する表示手段を備えたことを特徴としている。

本発明によれば、動態表示に優れた広範囲のＢＭＩ画像データの生成が可能となる。

以下、図面を参照して本発明の実施例を説明する。

以下に述べる本発明の実施例では、被検体の複数方向に対し所定間隔Ｔｒで順次超音波送受波を行ってＢＭＩ画像データの生成を行なう際に、所定方向に対する最初の超音波送受波から次の超音波送受波を行う間に他の複数方向（Ｍ−１）に対する超音波送受波を順次行なう、所謂Ｍ段の定間隔交互走査によって前記所定方向からの受信信号を間隔Ｔｘ（Ｔｘ＝Ｍ・Ｔｒ）でＭ回収集する。

そして、複数の走査方向の各々において前記間隔Ｔｘで得られる受信信号に対し血球からの反射波成分を抽出するためのＦＩＲフィルタ処理を行ない、このＦＩＲフィルタ処理において順次出力されるデータ列のデータに基づいて複数時相における複数枚のＢＭＩ画像データを生成する。

（装置の構成）
以下では、本発明の実施例における超音波血流イメージング装置の構成と各ユニットの動作につき図１乃至図１２を用いて説明する。尚、図１は、本実施例における超音波血流イメージング装置の全体構成を示すブロック図であり、図２及び図４は、この超音波血流イメージング装置を構成する送受信部及びデータ生成部の詳細な構成を示すブロック図である。

図１に示す超音波血流イメージング装置１００は、１次元配列された複数の圧電振動子を備え被検体に対して超音波の送受波を行なう超音波プローブ１０と、これらの圧電振動子に対して駆動信号を供給すると共に、前記圧電振動子によって得られた受信信号に対して整相加算（所定方向から得られた受信信号を位相合わせして加算）を行なう送受信部２０を備え、更に、送受信部２０から得られた受信信号に対してＢモードデータ、カラードプラデータ、更には、血球からの反射波に起因したスペックル情報に基づくＢＭＩデータの生成を行なうデータ生成部３０と、このデータ生成部３０において生成された上記データを保存して２次元のＢモード画像データ、カラードプラ画像データ、ＢＭＩ画像データの生成を行なうとともに、前記ＢＭＩ画像データを用いて血流の流れベクトルデータや流線データを生成するデータ記憶・演算部５０と、生成されたこれらの画像データを表示する表示部９を備えている。

更に、超音波血流イメージング装置１００は、送受信部２０に対して送信超音波の中心周波数とほぼ等しい周波数の連続波あるいは矩形波を発生する基準信号発生部１と、操作者によって被検体情報や装置の設定条件、更には各種コマンド信号等が入力される入力部１１と、超音波の走査方向を制御する走査制御部１２と、上述の各ユニットを統括的に制御するシステム制御部１３を備えている。

超音波プローブ１０は、被検体の表面に対してその前面を接触させ超音波の送受波を行なうものであり、例えば、１次元配列されたＭ０個の圧電振動子をその先端部に有している。この圧電振動子は電気音響変換素子であり、送信時には電気的なパルスを送信超音波に変換し、又、受信時には超音波反射波（受信超音波）を電気信号（受信信号）に変換する機能を有している。

次に、図２に示した送受信部２０は、Ｍ０チャンネルの圧電振動子に対して駆動信号を供給する送信部２と、前記圧電振動子によって得られた受信信号に対して整相加算を行なう受信部３を備えている。

送信部２は、レートパルス発生器２１と、送信遅延回路２２と、駆動回路２３を備え、レートパルス発生器２１は、基準信号発生部１から供給される連続波を分周することによって送信超音波の繰り返し周期（レート周期）を決定するレートパルスを生成する。又、送信遅延回路２２は、送信において細いビーム幅を得るために所定の深さに送信超音波を収束するための遅延時間と所定の方向に送信超音波を放射するための遅延時間を前記レートパルスに与える。そして、駆動回路２３は、超音波プローブ１０におけるＭ０チャンネルの圧電振動子を駆動するための駆動信号を前記レートパルスのタイミングに基づいて生成する。

一方、受信部３は、プリアンプ２４と、Ａ／Ｄ変換器２５と、ビームフォーマ２６を備えている。プリアンプ２４は、超音波プローブ１０から供給されるＭ０チャンネルの受信信号を増幅して十分なＳ／Ｎを確保するためのものであり、その初段部には駆動回路２３から供給される高電圧の駆動信号から保護するための図示しないリミッタ回路が設けられている。このプリアンプ２４において所定の大きさに増幅された受信信号は、Ａ／Ｄ変換器２５にてデジタル信号に変換され、ビームフォーマ２６に送られる。

ビームフォーマ２６は、図示しない遅延回路と加算回路を有し、Ａ／Ｄ変換器２５においてデジタル信号に変換されたＭ０チャンネルの受信信号に対して、所定の深さからの超音波反射波を収束するための収束用遅延時間と超音波反射波の受信指向性を順次変更して当該被検体を走査するための偏向用遅延時間を与えた後これらの受信信号を加算合成（整相加算）する。尚、ビームフォーマ２６は、被検体の複数方向から同時に得られる受信超音波の各々を分離して受信する、所謂、並列同時受信機能を有している。

このビームフォーマ２６によるビームフォーミングには種々の方法があり、例えば、図示しない直交位相検波回路を用いた直交位相検波によって得られた複素信号（Ｉ信号及びＱ信号）に対して整相加算が行なわれる。

次に、走査制御部１２は、被検体に対して２次元の超音波走査を行なうために、上述の送信遅延回路２２の送信遅延時間及びビームフォーマ２６の受信遅延時間を制御する。特に、カラードプラ画像データやＢＭＩ画像データを生成する場合には、定間隔交互走査法によってＩ／Ｑ信号の収集を行なう。尚、定間隔交互走査については特許第２７７２０４９号公報に記載されている。

図３は、本実施例におけるＢＭＩ画像データの生成において用いる定間隔交互走査法について示したものであり、横軸は走査方向θ１乃至θＰ、縦軸は時間に対応し、超音波の送受波方向は紙面に垂直な方向に対応している。尚、本実施例では、８段の定間隔交互走査を用いた場合について述べるが、これに限定されない。

即ち、送受信部２０は、走査制御部１２から供給される走査制御信号に従って、先ずθ１乃至θ８に対するレート周期Ｔｒの超音波送受波により第１の走査ＳＰ１を行ない、次いで、θ２乃至θ９に対してレート周期Ｔｒの超音波送受波により第２の走査ＳＰ２を行なう。

同様にして、走査方向を１つずつシフトさせながら第３以降の走査ＳＰ３，ＳＰ４，・・・を繰り返すことによって、例えば、走査方向θ８では、走査ＳＰ１乃至走査ＳＰ８によって受信信号ａ１乃至ａ８が収集され、走査方向θ９では、走査ＳＰ２乃至走査ＳＰ９によって受信信号ｂ１乃至ｂ８が、又、走査方向θ１０では、走査ＳＰ３乃至走査ＳＰ１０によって受信信号ｃ１乃至ｃ８が収集される。そして、走査方向θ１１以降についても同様にして受信信号ｄ１乃至ｄ８、ｅ１乃至ｅ８・・・が収集される。

次に、図４に示したデータ生成部３０は、上述の受信部３のビームフォーマ２６から出力された受信信号を信号処理してＢモードデータを生成するＢモードデータ生成部４とカラードプラデータを生成するカラードプラデータ生成部５と、ＢＭＩデータを生成するＢＭＩデータ生成部６を備えている。

Ｂモードデータ生成部４は、包絡線検波器３１と対数変換器３２を備えている。この包絡線検波器３１は、受信部３のビームフォーマ２６から出力された受信信号（複素信号）の絶対値を算出することによって包絡線検波を行ない、対数変換器３２は、包絡線検波後の受信信号に対する対数変換処理によって小さな信号振幅を相対的に強調して走査方向単位のＢモードデータを生成する。

カラードプラデータ生成部５は、Ｉ／Ｑ信号記憶回路３４、ＭＴＩフィルタ３５、自己相関演算器３６及び速度・分散・パワー算出回路３７を備えている。

そして、受信部３のビームフォーマ２６から供給される複素信号は、Ｉ／Ｑ信号記憶回路３４に一旦保存され、次いで、高域通過用のデジタルフィルタであるＭＴＩフィルタ３５は、定間隔交互走査によってＩ／Ｑ信号記憶回路３４に順次保存された所定走査方向のＭ個の複素信号を読み出し、この複素信号に対するフィルタ処理によって臓器等の固定反射体からの受信信号成分あるいは臓器の呼吸性移動や拍動性移動などに起因する受信信号成分を除去して血流に起因するドプラ信号成分を抽出する。

次いで、自己相関演算器３６は、ＭＴＩフィルタ３５によって抽出された前記ドプラ信号に対して自己相関値を算出し、速度・分散・パワー算出回路３７は、この自己相関値に基づいて血流の平均流速値、分散値、更にはパワー値等を算出して走査方向単位のカラードプラデータを生成する。

一方、ＢＭＩデータ生成部６は、Ｉ／Ｑ信号記憶回路３８と、ＦＩＲフィルタ３９と、データシフト回路４０を備えており、Ｉ／Ｑ信号記憶回路３８は、図４において既に述べた定間隔交互走査によって収集された受信信号（複素信号）を一旦保存する。

図５は、Ｉ／Ｑ信号記憶回路３８に保存されたＩ信号及びＱ信号を模式的に示したものであり、走査方向θ８に対応した記憶領域には、走査ＳＰ１乃至ＳＰ８によって得られたＩ信号ａ１（Ｉ）乃至ａ８（Ｉ）及びＱ信号ａ１（Ｑ）乃至ａ８（Ｑ）が保存され、走査方向θ９に対応した記憶領域には、走査ＳＰ２乃至ＳＰ９によって得られたＩ信号ｂ１（Ｉ）乃至ｂ８（Ｉ）及びＱ信号ｂ１（Ｑ）乃至ｂ８（Ｑ）が保存されている。更に、走査方向θ１０以降に対応した記憶領域の各々にも同様にして８つのＩ信号とＱ信号が保存されている。

次に、ＦＩＲフィルタ３９は、Ｉ／Ｑ信号記憶回路３８に一旦保存された各走査方向のＩ／Ｑ信号を読み出し、ＦＩＲフィルタ処理を行なう。

図６は、ＦＩＲフィルタ処理の原理を示したものであり、例えば、間隔Ｔｘで収集されたＩ／Ｑ信号ａ１乃至ａ７に対してフィルタ定数（ｈ１、ｈ２、ｈ３）＝（０．５、−１．０，０．５）のＦＩＲフィルタ３９を用いた次式（１）のＦＩＲフィルタ処理によって、パワー値データ列Ａ１乃至Ａ５が算出される。

尚、図４の定間隔交互走査において収集される受信信号ａ８、ｂ８、ｃ８、・・・は、Ｍ段の交互走査の最初の超音波送受波によって収集されるため、生体深部からの反射波（残響エコー）による影響が他の受信信号と異なる。このため、上述のフィルタ処理において前記残響エコーが強調されて検出される可能性がある。従って、受信信号ａ８、ｂ８、ｃ８、・・・を用いずにＦＩＲフィルタ処理を行なうことが望ましい。

次に、データシフト回路４０は、ＦＩＲフィルタ３９によって得られた各走査方向のパワー値データ列に対し所定のデータシフトを行なって走査方向単位のＢＭＩデータを生成する。

図７は、データシフト回路４０が行なうパワー値データ列のデータシフトを説明するための図であり、図７（ａ）の横軸はパワー値データ列Ａ１乃至Ａ５、Ｂ１乃至Ｂ５、Ｃ１乃至Ｃ５・・・が得られる走査方向θ８、θ９、θ１０、・・・、縦軸は前記パワー値データの各々が得られる走査ＳＰ１、ＳＰ２，・・・に対応している。

一方、図７（ｂ）は、データシフト回路４０によるパワー値データ列のデータシフトによって生成されたＢＭＩデータを示しており、データシフト回路４０は、ＦＩＲフィルタ３９によって得られた各走査方向のパワー値データ列Ａｑ、Ｂｑ、Ｃｑ、・・・（ｑ＝１乃至５）をその先頭データＡ１，Ｂ１，Ｃ１，・・・が一致するようにシフトしてＢＭＩデータを生成する。そして、生成した走査方向単位のＢＭＩデータを後述のデータ記憶・演算部５０におけるデータ記憶部７に保存する。

図１に戻って、データ記憶・演算部５０は、データ記憶部７と流れデータ生成部８を備えている。

データ記憶部７は、データ生成部３０において走査方向単位で生成されたＢモードデータ、カラードプラデータ及びＢＭＩデータを順次保存してＢモード画像データ、カラードプラ画像データ及びＢＭＩ画像データを生成する。

図８は、データ記憶部７において生成されるＢＭＩ画像データを模式的に示しており、図７（ｂ）に示したＢＭＩデータを用いて生成される。例えば、ＢＭＩ画像データＦｄ１は、走査方向θ８のパワー値Ａ１、走査方向θ９のパワー値Ｂ１、走査方向θ１０のパワー値Ｃ１・・・によって構成され、同様にして、ＢＭＩ画像データＦｄ２は、走査方向θ８のパワー値Ａ２、走査方向θ９のパワー値Ｂ２、走査方向θ１０のパワー値Ｃ２・・・によって構成される。

一方、流れデータ生成部８は、データ記憶部７において生成された時相の異なる複数枚のＢＭＩ画像データＦｄ１，Ｆｄ２，Ｆｄ３，・・・を用いて、血球（即ち、スペックルパターン）の移動方向や移動量（あるいは、移動速度）を推定し、更に、これらの結果に基づいて流れベクトルデータや流線データを生成する。

即ち、上述の流れデータ生成部８は、図示しない演算回路を備え、例えば、時間方向に隣接した２枚のＢＭＩ画像データを用いた画像間相互相関演算によってこれらの画像データにおけるスペックルパターンの移動量と移動方向を推定し、これらの推定結果に基づいて血液の流れベクトルデータあるいは流線データを生成する。

以下に、流れベクトルの推定方法につき図９を用いて説明する。流れデータ生成部８は、データ記憶部７において生成された２次元のＢＭＩ画像データを、その走査方向及び送受波方向に対して図９に示すような複数のブロックに区分し、例えば、ｎ番目のＢＭＩ画像データＦｄｎのブロックＢ（０，０）とｎ＋１番目のＢＭＩ画像データＦｄｎ＋１の各ブロックとの相互相関係数を算出する。尚、図９（ａ）に示したＢＭＩ画像データは５ｘ５のブロックに区分され、更に、各々のブロックは３ｘ３の画素から構成されている場合について示しているが、ブロック数や画素数は上記の値に限定されない。

即ち、流れデータ生成部８は、ＢＭＩ画像データＦｄｎのブロックＢ（０，０）とＢＭＩ画像データＦｄｎ＋１のブロックＢ（−２，−２）乃至Ｂ（２，２）において、同一座標にある画素のパワー値を乗算した後、３ｘ３の画素で得られた乗算結果を加算あるいは加算平均することによってＢＭＩ画像データＦｄｎのブロックＢ（０，０）に対するＢＭＩ画像データＦｄｎ＋１の各ブロックの相互相関係数を算出する。

次いで、ＢＭＩ画像データＦｄｎのブロックＢ（０，０）に対して最も大きな相互相関係数を有するＢＭＩ画像データＦｄｎ＋１のブロックＢ（α、β）を検出し、ブロックＢ（０，０）を基準としブロックＢ（α、β）までの距離や方向に基づいて流れベクトルの大きさ（長さ）と方向を設定する。又、このときＢＭＩ画像データＦｄｎのブロックＢ（０，０）における画素値（パワー値）の平均値や積算値等に基づいて流れベクトルの太さを設定してもよい。そして、上述の相互相関係数の算出と流れベクトルの設定をＢＭＩ画像データＦｄｎの他のブロックに対しても行ない、更に、他のＢＭＩ画像データにおいても行なう。

更に、流れデータ生成部８は、流れベクトルの長さや太さを決定する上述の距離やパワー値に基づいて流れベクトルの表示／非表示を判定する図示しない表示判定部を備え、所定のブロックにおけるパワー値の平均値や積算値等が予め設定された閾値より小さい場合にはノイズと判断し、流れベクトルを非表示に設定する。同様にして、前記距離が所定の閾値より大きな場合には折り返し等の理由で相互相関係数が正しく算出されていないと判断し、流れベクトルを非表示に設定する。

次に、表示部９は、図示しない表示用データ生成回路と変換回路とモニタを備え、データ記憶・処理部７０において生成されたＢモード画像データ、カラードプラ画像データ及びＢＭＩ画像データに対して前記表示用データ生成回路は、所定の表示形態に対応した走査変換処理を行なって表示用画像データを生成する。

そして、前記変換回路は、この表示用画像データに対してＤ／Ａ変換とテレビフォーマット変換を行なって映像信号を生成し、この映像信号を前記モニタに表示する。即ち、データ記憶・演算部５０のデータ記憶部７において生成された２次元のＢＭＩ画像データは、前記表示用データ生成回路による走査変換処理によって図８の模式図に示したセクタ表示方式のＢＭＩ画像データＦｄ１，Ｆｄ２，Ｆｄ３・・・に変換されてモニタに表示される。

尚、この表示用データ生成回路は、通常、後述の入力において予め設定される画像表示モードに従ってＢモード画像データ、カラードプラ画像データ、ＢＭＩ画像データ、更には、流れベクトルデータや流線データの中から所望のデータを合成して表示用画像データの生成を行なう。例えば、ＢＭＩ画像データ、流れベクトルデータ、流線データは、Ｂモード画像データやカラードプラ画像データと合成されて表示部９のモニタに表示される。

図１０は、流れベクトル表示の具体例を示したものであり、既に述べたように流れデータ生成部８によってＢＭＩ画像データに設定された各ブロックの中心を起点として、このＢＭＩ画像データにおけるスペックルの移動方向、移動量、更には画素値（スペックルのパワー値）が反映された流れベクトルが表示される。尚、この流れベクトル表示におけるベクトル数が多すぎて観測が困難な場合には、適当な密度の流れベクトル表示を行なうために上記ベクトルを間引いて表示してもよい。

一方、図１１は、流線表示の具体例を示したものであり、この流線表示における流線の方向や太さの設定方法は上述の流れベクトルの場合と同様である。例えば、ＢＭＩ画像データＦｄｎのブロックＢ（０，０）を基準とした場合、流れデータ生成部８は、このブロックＢ（０，０）と最も相関が高いＢＭＩ画像データＦｄｎ＋１におけるブロックＢ（α、β）の位置と前記ブロックＢ（０，０）の画素のパワー値を検出する。そして、表示部９は、検出された上記ブロックＢ（０，０）とブロックＢ（α、β）の各中心を前記ブロックＢ（０，０）のパワー値に対応した太さあるいは輝度の線分によって繋いで流線を形成する。

このような演算をＢＭＩ画像データＦｄｎにおける他のブロックについても行ない、更に、他のＢＭＩ画像データにおいても行なう。尚、この流線表示は、流れベクトル表示と比較して高密度で連続性に優れた流れの２次元分布を表示することが可能であるが、この場合においても流線数が多すぎて観測が困難な場合には、適当に間引いて表示してもよい。

更に、表示部９は、送受信部２０やデータ生成部３０によって高速で収集された複数枚のＢＭＩ画像データを通常の表示速度に変換する、所謂、スローモーション表示機能を有している。

例えば本実施例において、レート周波数ｆｒが１０ＫＨｚ、同一送受波方向において間隔Ｔｘで収集される受信データ数が８、定間隔交互走査の段数が８、１枚のＢＭＩ画像データを構成する画像ラスタ数が１２８本としたとき、図８に示したＢＭＩ画像データＦｄ１，Ｆｄ２，Ｆｄ３、・・・の画像収集間隔Ｔｘは、Ｔｘ＝８／１０ＫＨｚ＝０．８ｍｓｅｃとなり、一方、所定領域の画像データ（例えば、送受波方向θ１乃至θＰの受信信号によって生成されるＢＭＩ画像データの画像収集間隔Ｔｆは（１２８ｘ８）／１０ＫＨｚ＝１０２ｍｓｅｃとなる。

本実施例では、画像収集間隔Ｔｘ＝８００μｓｅｃ（即ち、繰り返し周波数が１．２５ＫＨｚ）で高速収集されたＢＭＩ画像データを表示する際に、このＢＭＩ画像データをそのままのフレームレートで表示部９における通常のモニタに表示することは不可能なため表示速度を変換してスローモーション表示を行なう。

図１２は、スローモーション表示の説明図であり、図１２（ａ）は、データ記憶・演算部５０のデータ記憶部７において生成される走査方向θ８乃至θ１５のＢＭＩ画像データＦｄ１乃至Ｆｄ５の生成タイミングを示し、図１２（ｂ）は、前記ＢＭＩ画像データＦｄ１乃至Ｆｄ５のスローモーション表示における表示タイミングを示している。

図１２（ａ）で示すように、走査方向θ８乃至θ１５におけるＢＭＩ画像データＦｄ１乃至Ｆｄ５は、夫々の画像データの繰り返し周期（即ち、走査方向θ１乃至θＰの全領域におけるＢＭＩ画像データの画像収集間隔）Ｔｆ＝１０２ｍｓｅｃの中の３．２ｍｓｅｃの期間で生成される。

このようにして高速で得られた５枚のＢＭＩ画像データＦｄ１乃至Ｆｄ５を表示する際に、表示部９は、これらのＢＭＩ画像データＦｄ１乃至Ｆｄ５を例えば２０．４ｍｓｅｃ間隔で読み出してモニタ上に表示することによって連続的なスローモーション表示が可能となる。

次に、図１に戻って、入力部１１は、操作パネル上に表示パネルやキーボード、トラックボール、マウス、選択ボタン、入力ボタン等の入力デバイスを備え、患者情報の入力、画像データ収集モードや表示モード等の設定、定間隔交互走査選択及び交互段数の設定、種々のコマンド信号の入力等を行なう。

又、システム制御部１３は、図示しないＣＰＵと記憶回路を備え、操作者によって入力部１１から入力あるいは設定される上述の各種情報は前記記憶回路に保存される。又、この記憶回路には、流れベクトル表示や流線表示における流れベクトルや流線の表示／非表示を判定するための閾値や、相互相関係数を算出する際のブロックサイズ等の値が予め保管されている。

そして、前記ＣＰＵは、これらの情報に基づいて、走査制御部１２、送受信部２０、データ生成部３０、データ記憶・演算部５０及び表示部９の制御やシステム全体の制御を統括して行なう。

（画像データの生成手順）
次に、本実施例におけるＢＭＩ画像データ等の生成手順につき図１乃至図１２を用いて説明する。

先ず、超音波血流イメージング装置１００の操作者は、入力部１１において患者情報の入力、画像データ収集モード及び表示モードの選択、定間隔交互走査における交互段数等の設定を行ない、これらの患者情報、選択情報及び設定情報はシステム制御部１３の図示しない記憶回路に保存される。尚、以下では、Ｂモード画像データとＢＭＩ画像データに対する収集モードと表示モードを選択し、交互段数を８段に設定した場合について述べるが、これらに限定されない。

次いで、入力部１１より上記画像データ収集モードの選択情報と交互段数情報を受信したシステム制御部１３は、超音波血流イメージング装置１００の各ユニットに対してこれらの画像データの生成を行なうための制御信号を供給し、この制御信号を受信した各ユニットは、走査方向θ１乃至θＰに対してＢモード画像データの生成と８段の定間隔交互走査によるＢＭＩ画像データの生成を行なう。

ＢＭＩ画像データの生成に際して、図１のシステム制御部１３は、図３に示した走査ＳＰ１の走査方向θ１に対して超音波送受波を行なうために送受信部２０の送信遅延時間及び受信遅延時間を制御する。次いで、図２の送信部２におけるレートパルス発生器２１は、基準信号発生部１から供給される基準信号を分周することによって、送信超音波（超音波パルス）のレート周期Ｔｒを決定するレートパルスを生成し、このレートパルスをＭ０チャンネルの送信遅延回路２２に供給する。

送信遅延回路２２は、システム制御部１３から供給された遅延時間制御信号に従って、所定の深さに超音波を収束するための収束用遅延時間と走査方向θ１に超音波を放射するための偏向用遅延時間を前記レートパルスに与え、このレートパルスをＭ０チャンネルの駆動回路２３に供給する。そして、駆動回路２３は、レートパルスの駆動によって生成されたインパルスあるいは所定波形の駆動信号を、図示しないＭ０チャンネルのケーブルを介して超音波プローブ１０におけるＭ０チャンネルの圧電振動子に供給し、走査方向θ１に対して送信超音波を放射する。

被検体に放射された送信超音波の一部は、音響インピーダンスの異なる臓器間の境界面あるいは組織にて反射する。又、この超音波が心臓壁や血球などの動きのある反射体で反射する場合、その超音波周波数はドプラ偏移を受ける。

被検体の組織や血球にて反射した受信超音波（超音波反射波）は、超音波プローブ１０の前記圧電振動子によって受信されて電気信号（受信信号）に変換され、更に、前記Ｍ０チャンネルのケーブルを介して受信部３のプリアンプ２４に供給され所定の大きさに増幅された後、Ａ／Ｄ変換器２５にてデジタル信号に変換される。

そして、デジタル信号に変換されたＭ０チャンネルの受信信号は、ビームフォーマ２６に供給され、直交位相検波して得られたＩ信号及びＱ信号の各々に対して整相加算が行なわれる。そして、整相加算されたＩ信号及びＱ信号は、図４のＢＭＩデータ生成部６におけるＩ／Ｑ信号記憶回路３８に一旦保存される。

同様にして、システム制御部１３は、走査ＳＰ１の走査方向θ２乃至θ８に対し超音波送受波を行なって得られたＩ／Ｑ信号をＢＭＩデータ生成部６のＩ／Ｑ信号記憶回路３８に保存し、更に、走査ＳＰ２の走査方向θ２乃至θ９、走査ＳＰ３の走査方向θ３乃至θ１０・・・に対する超音波送受波によって得られたＩ／Ｑ信号もＩ／Ｑ信号記憶回路３８に保存する。

一方、ＦＩＲフィルタ３９は、上述の手順によってＩ／Ｑ信号記憶回路３８に保存された各走査方向のＩ信号及びＱ信号（図５参照）の中から、例えば、走査方向θ８に対して時間間隔Ｔｘで得られた走査ＳＰ１乃至ＳＰ８のＩ信号ａ１（Ｉ）乃至ａ８（Ｉ）及びＱ信号ａ１（Ｑ）乃至ａ８（Ｑ）を読み出し、既に示した式（１）に基づくＦＩＲフィルタ処理によってパワー値データ列Ａ１乃至Ａ５を算出する（図６参照）。そして、得られたこれらのパワー値データ列をデータシフト回路４０の図示しないバッファ回路に一旦保存する。

同様にして、走査方向θ９に対して得られた走査ＳＰ２乃至ＳＰ９のＩ信号ｂ１（Ｉ）乃至ｂ８（Ｉ）及びＱ信号ｂ１（Ｑ）乃至ｂ８（Ｑ）、走査方向θ１０に対して得られた走査ＳＰ３乃至ＳＰ１０のＩ信号ｃ１（Ｉ）乃至ｃ８（Ｉ）及びＱ信号ｃ１（Ｑ）乃至ｃ８（Ｑ）・・・・を読み出し、ＦＩＲフィルタ処理によって得られたパワー値データ列Ｂ１乃至Ｂ５、Ｃ１乃至Ｃ５をデータシフト回路４０の前記バッファ回路に保存する（図７（ａ）参照）。

そして、データシフト回路４０は、前記バッファ回路に保存された走査方向θ８乃至θＰのパワー値データ列に対して、その先頭データＡ１，Ｂ１，Ｃ１，・・・が一致するようにデータシフトを行なってＢＭＩデータを生成し、このＢＭＩデータをデータ記憶・演算部５０のデータ記憶部７に保存する。

次いで、データ記憶・演算部５０のデータ記憶部７は、ＢＭＩデータ生成部６のデータシフト回路４０から供給される走査方向単位のＢＭＩデータを順次保存して２次元のＢＭＩ画像データを生成する。

上述のＢＭＩ画像データの生成が終了したならば、Ｂモード画像データを生成するための超音波送受波を行なう。即ち、システム制御部１３は、走査方向θ１乃至θＰにおけるＢモードデータを得るために送受信部２０の送信遅延時間及び受信遅延時間を制御する。次いで、送受信部２０及び超音波プローブ１０は、先ず走査方向θ１に対して超音波送受波を行ない、受信部３のビームフォーマ２６において整相加算されたＩ信号及びＱ信号をＢモードデータ生成部４に供給する。

Ｂモードデータ生成部４の包絡線検波器３１は、ビームフォーマ２６から出力されたＩ／Ｑ信号の絶対値を算出することによって包絡線検波を行ない、対数変換器３２は、包絡線検波後の受信信号に対して対数変換を行ないＢモードデータを生成する。そして、生成されたＢモードデータは、データ記憶・演算部５０のデータ記憶部７に保存される。

同様にして、走査方向θ２乃至θＰに対して超音波送受波を行ない、得られたＢモードデータはデータ記憶部７に保存される。即ち、Ｂモードデータ生成部４において走査方向単位で生成されたＢモードデータはデータ記憶部７において順次保存され、２次元のＢモード画像データが生成される。

一方、流れデータ生成部８は、データ記憶部７に保存された時相の異なる複数枚のＢＭＩ画像データの中から時間方向に隣接した２枚のＢＭＩ画像データを用いて画像間相互相関演算を行なって、このＢＭＩ画像データにおけるスペックルパターンの移動量と移動方向を推定する。そして、これらの推定結果に基づいて血液の流れベクトルデータあるいは流線データを生成し、得られた流れベクトルデータあるいは流線データを前記データ記憶部７に保存する。

次に、図１の表示部９の図示しない表示用データ生成回路は、データ記憶・処理部７０において生成されたＢモード画像データとＢＭＩ画像データを読み出し、所定の表示形態（セクタ表示）に対応した走査変換処理を行なった後合成して表示用画像データを生成する。このとき、高速収集された複数枚のＢＭＩ画像データを通常のモニタに表示するためのスローモーション表示変換処理が行なわれる。

そして、前記変換回路は、この表示用画像データに対してＤ／Ａ変換とテレビフォーマット変換を行なって映像信号を生成し、この映像信号を前記モニタに表示する。

又、Ｂモード画像データに流れベクトルデータあるいは流線データを合成して表示する場合には、流れベクトルデータあるいは流線データに対してもスローモーション表示変換処理を行なった後Ｂモード画像データとの合成が行なわれる。

以上述べた本発明の実施例によれば、定間隔交互走査法を適用してＢＭＩ画像データを生成しているため、極めて高いフレームレートでＢＭＩ画像データを得ることができ、従って血球の流れを時間的に連続して観察することが可能となる。しかも、前記定間隔交互走査によって空間的にも連続した広範囲のＢＭＩ画像データを観察することが可能となる。

又、高フレームレートで生成された複数のＢＭＩ画像データは、本実施例の表示速度変換手段によって通常のモニタで連続して観測することが可能となる。更に、前記ＢＭＩ画像データに基づいて生成された流れベクトルデータあるいは流線データの表示によって血流状態を正確かつ定量的に診断することができる。

即ち、本実施例によって得られたＢＭＩ画像データや流れベクトルデータ、更には流線データの表示によって、操作者は、広範囲における血流情報を実際に流れているように観察することが可能となるため診断能が大幅に向上するとともに操作者の負担が軽減される。

以上、本発明の実施例について述べてきたが、本発明は上記の実施例に限定されるものでは無く、変形して実施することが可能である。例えば、上述の実施例の定間隔交互走査における超音波受波方向は１つの方向に設定したが、超音波送波方向を中心とした複数方向からの受信超音波を同時に受信する、所謂、並列同時受信を適用してもよい。図１３は、図３の定間隔交互走査に対して２段の並列同時受信を適用した場合であり、走査方向θ１乃至θＰの各々に対して複数の受信信号が収集される。このような並列同時受信法を組み合わせることによってＢＭＩ画像データのフレームレートを更に向上させることが可能となる。

又、上述の実施例においては、ＢＭＩ画像データ間の相互相関処理によってスペックルパターンの移動情報を検出したが、相互相関処理に限定されるものではなく、例えば、対応する画素の画素値（パワー値）の差の絶対値を求め、この絶対値をブロック内で積算するＳＡＤ（Sum Absolute Difference）法によって上記移動情報を推定してもよい。

又、上述の表示方法において、ＢＭＩ画像データ、流れベクトルデータ及び流線データはＢモード画像データと合成して表示する場合について述べたが、独立して表示してもよく、カラードプラ画像データと合成表示してもよい。更に、流れベクトルデータあるいは流線データとＢＭＩ画像データを合成表示してもよい。

又、上記Ｂモード画像データを得るための超音波送受波の順序は、上記実施例の方法に限定されるものではなく、例えば、ＢＭＩ用の超音波送受波によって得られた受信信号の１部を用いて生成してもよい。

尚、上述の実施例の超音波プローブの圧電振動子は１次元に配列した場合について述べたが、２次元配列された圧電振動子を用いてもよく、特に、この方法によれば複数の任意断面におけるＢＭＩ画像データを同時に生成することも可能となる。更に、走査方式は上述のセクタ走査方式の他にリニア走査方式やコンベックス走査方式、更にはラジアル走査方式等であってもよい。

本発明の実施例における超音波血流イメージング装置の全体構成を示すブロック図。 同実施例における送受信部の構成を示すブロック図。 同実施例のＢＭＩ画像データの生成において用いる定間隔交互走査を示す図。 同実施例におけるデータ生成部の構成を示すブロック図。 同実施例におけるＢＭＩデータ生成部のＩ／Ｑ信号記憶回路に保存されたＩ信号及びＱ信号を模式的に示す図。 同実施例におけるＦＩＲフィルタ処理の原理を示す図。 同実施例におけるパワー値データ列のデータシフトを説明するための図。 同実施例によって生成されるＢＭＩ画像データを模式的に示す図。 同実施例における流れベクトルの推定方法を示す図。 同実施例における流れベクトル表示の具体例を示す図。 同実施例における流線表示の具体例を示す図。 同実施例におけるスローモーション表示を説明するための図。 同実施例の変形例における並列同時受信を適用した定間隔交互走査を示す図。 従来のＢＭＩ法における走査法とデータ処理法を示す図。

符号の説明

１…基準信号発生部
２…送信部
３…受信部
４…Ｂモードデータ生成部
５…カラードプラデータ生成部
６…ＢＭＩデータ生成部
７…データ記憶部
８…流れデータ生成部
９…表示部
１０…超音波プローブ
１１…入力部
１２…走査制御部
１３…システム制御部
２０…送受信部
３０…データ生成部
３８…Ｉ／Ｑ信号記憶回路
３９…ＦＩＲフィルタ
４０…データシフト回路
５０…データ記憶・演算部
１００…超音波血流イメージング装置

Claims (12)

1. 超音波振動子を備えた超音波プローブと、
   前記超音波振動子を用いて所定の走査方向に対して超音波送受波を行う超音波送受波手段と、
   一連の超音波送受波として、基準方向を含む所定領域内において所定間隔ずつ離れた各方向に対して１回ずつ超音波送受波を行う第１の走査制御手段と、
   前記一連の超音波送受波が行われる度に、新たな基準方向を含む所定領域を設定する第２の走査制御手段と、
   前記超音波送受波手段が得た各々の受信信号に対してフィルタ処理を行なって、前記被検体の血球の流れに起因した受信信号成分を検出するフィルタリング手段と、
   このフィルタリング手段によって順次出力されるデータ列の各データに基づいてスペックルの変化を表示した画像データを生成する画像データ生成手段と、
   生成された前記画像データを表示する表示手段を
   備えたことを特徴とする超音波血流イメージング装置。
2. 前記第２の走査制御手段は、前記基準方向から前記所定間隔離れた方向を新たな基準方向として設定する
   ことを特徴とした請求項１に記載した超音波血流イメージング装置。
3. 前記画像データ生成手段は、異なる時相についての前記画像データを複数枚生成するものであって、
   複数枚の前記画像データの画像間処理によって血流データを生成する流れデータ生成手段とを更に備え、
   前記表示手段は前記血流データを表示する
   ことを特徴とする請求項１または２に記載した超音波血流イメージング装置。
4. 前記画像データ生成手段は、前記走査方向に対する超音波送受波によって得られたデータ列をデータシフトして合成することにより異なる時相についての画像データを複数枚生成することを特徴とする請求項３に記載した超音波血流イメージング装置。
5. 前記流れデータ生成手段は、前記時相の異なる複数枚の前記画像データに対する相互相関演算あるいはＳＡＤ演算によって前記血流データの生成を行うことを特徴とする請求項３記載の超音波血流イメージング装置。
6. 前記表示手段は、前記血流データに基づいて得られたスペックルの移動方向あるいは移動量の少なくともいずれか一方に基づいて、
   前記スペックルの移動を、矢印の方向、線の長さ、あるいは線の太さの少なくともいずれか１つに基づいて示した流れベクトルあるいは流線を表示する
   ことを特徴とする請求項３乃至５のいずれか１項に記載の超音波血流イメージング装置。
7. Ｂモード画像データ生成手段あるいはカラードプラ画像データ生成手段の少なくとも何れかを備え、前記表示手段は、前記Ｂモード画像データ生成手段が生成したＢモード画像データ、前記カラードプラ画像データ生成手段が生成したカラードプラ画像データ及び前記画像データの少なくとも何れかと前記流れベクトルあるいは前記流線を合成して表示することを特徴とする請求項６記載の超音波血流イメージング装置。
8. 前記フィルタリング手段は、ＦＩＲ型の高域通過フィルタによって前記血球の流れに起因した受信信号成分を検出することを特徴とした請求項１乃至７のいずれか１項に記載した超音波血流イメージング装置。
9. Ｂモード画像データ生成手段あるいはカラードプラ画像データ生成手段の少なくとも何れかを備え、前記表示手段は、前記Ｂモード画像データ生成手段が生成したＢモード画像データあるいは前記カラードプラ画像データ生成手段が生成したカラードプラ画像データと前記画像データを合成して表示することを特徴とする請求項１乃至８のいずれか１項に記載の超音波血流イメージング装置。
10. 前記超音波送受波手段は、前記超音波送受波方向の各々を中心とした複数の方向からの受信超音波を分離して略同時に受信することを特徴とする請求項１乃至９のいずれか１項に記載した超音波血流イメージング装置。
11. 前記表示手段は、前記一連の超音波送受波を行う時間間隔に比して長い時間間隔で、前記画像データ生成手段により生成された画像データを表示する
    ことを特徴とする請求項１乃至１０のいずれか１項に記載した超音波血流イメージング装置。
12. 超音波振動子を備えた超音波プローブと、
    前記超音波振動子を用いて所定の走査方向に対して超音波送受波を行う超音波送受波手段と、
    基準方向を含む所定領域内において、所定間隔ずつ離れた各方向に対して、前記超音波送受波手段による一連の超音波送受波を行う第１の走査制御手段と、
    前記一連の超音波送受波が行われる度に、新たな基準方向を含む所定領域を設定する第２の走査制御手段と、
    前記超音波送受波手段が得た各々の受信信号に対してフィルタ処理を行なって、前記被検体の血球の流れに起因した受信信号成分を検出するフィルタリング手段と、
    このフィルタリング手段によって順次出力されるデータ列の各データに基づいてスペックルの変化を表示した画像データを生成する画像データ生成手段と、
    生成された前記画像データを表示する表示手段を備えたことを特徴とする超音波血流イメージング装置。

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