JPH0222659B2 - - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】 ［産業上の利用分野］ 本発明は超音波診断装置、特に生体内運動部の
運動速度分布に関する速度の偏差量を測定表示す
ることのできる改良された超音波診断装置に関す
る。

［従来の技術］ 生体内の運動部、例えば心臓等の臓器あるいは
循環器及び血管内の血流又は体液流等の運動速度
を測定するために、従来より超音波パルスドプラ
法が実用化されており、生体内運動部からの反射
エコーのドプラ周波数偏移によつて運動速度を電
気的に検出することができるが、このような従来
装置では、フーリエ変換等の複雑な計算手法によ
らなければならないため、予め定めた深度におけ
る限られた特定点の運動部の運動速度のみしか求
めることができない。すなわち、必要とされる広
範囲の血流等の速度分布を求めるためには、超音
波パルスの送受信を異なる目標点（深度方向）に
対して多数回行い、その後これらを合成しなけれ
ばならないため、速度分布測定に長時間を要する
こととなる。従つて、従来の方法では、生体内運
動部の変動に追従した速度分布の測定ができず、
拍動による血流状態の変化等を実時間で観測する
ことが不可能であつた。

そこで、本出願人は送受信される超音波パルス
ビームの通過線上にある運動部の運動速度分布を
一度に実時間で測定表示する装置を開発した（特
開昭58−188433）。

従つて、この装置によれば、例えば心臓の断層
画像（Ｂモード）に重ねて心臓内の血流の動きを
その速度分布とともに表示することができる。す
なわち、白黒で表示した心臓内を赤（例えば正の
速度）と青（例えば負の速度）などで表わした血
流が流れるように表示され、更に速度はその高低
によつて輝度変調させて示している。この結果、
心臓内の血液の実時間の流れを極めて正確に判断
することができ、弁膜疾患、虚血性・先天性の心
疾患あるいは大動脈疾患等の診断に重要な情報を
提供することが可能である。

［発明が解決しようとする問題点］ 従来技術の問題点 しかし、前述した装置は所望範囲全域の血流等
の速度分布を実時間で得られるが、運動部の速度
の分散の度合い、すなわち血流の流れ方が層流的
か乱流的（渦流的）かの識別あるいは血流の乱れ
の度合いなどを正確に知ることができなかつた。
この分散は、運動反射体の平均速度に対応するド
プラ周波数信号の偏差量に相当し、このドプラ周
波数信号の偏差量は一般にスペクトルの広がりを
表わすものである。

従つて、ドプラ周波数信号の偏差量を求めるこ
とにより運動部の運動速度分布における分散を表
示することができる。

発明の目的 本発明は前記従来の課題に鑑みなされたもので
あり、その目的は、送受信される超音波ビーム通
過線上の運動部の平均速度に対応するドプラ周波
数信号の偏差量を実時間で測定し運動部における
個々の構成物の速度の分散を表示する改良された
超音波診断装置を提供することにある。

［問題点を解決するための手段及び作用］ 前記目的を達成するために、本発明は、超音波
パルスビームを一定の繰返し周波数で生体内に送
信し反射波を受信増幅して表示する超音波診断装
置において、送信繰返し周波数の整数倍の周波数
を有し互いに複素関係にある一組の複素基準信号
と受信高周波信号とを混合して受信高周波信号を
複素信号に変換する複素信号変換器と、複素信号
から生体内の低速運動部の信号を除去する複素デ
イレーライキヤンセラと、前記複素信号の偏角を
演算する偏角演算器と、一定時間遅延された複素
信号の偏角を得るための遅延線を備え遅延時間差
を有する２個の複素信号の偏角差を演算する偏角
差演算器と、前記偏角差演算器の出力信号の変動
成分を平均化するための平均回路と、各部の出力
信号から偏角差の偏差量を演算する偏差演算器
と、を含み、生体内運動部の運動速度の偏差分布
を測定及び表示することを特徴とする。

以上のような構成によれば、運動部から得られ
た受信高周波信号は複素信号に変換され、そし
て、この受信複素信号の運動速度成分を表わす偏
角が求められる。次いで、前記受信信号の偏角と
これに所定周期遅れた受信信号の偏角との偏角差
が演算され、この偏角差が対象となる運動部の速
度に対応した最終的なドプラ周波数偏移に相当す
るものであるから、偏角差から運動部の実際の速
度が求められる。

本発明は、前記偏角差の分散（偏差）を求める
ものであり、この分散は平均値の回りに偏角差
（周波数）がどれだけ散らばつているかを示すも
のである。従つて、この分散は複素信号の偏差か
ら求められ、具体的には前記平均回路で得られた
偏角差の平均値と運動部の個々の構成物の速度を
表わす偏角差との差を演算して、これとドプラ周
波数信号の電力とによりドプラ周波数信号の偏差
が求められる。

［実施例］ 以下図面に基づいて本発明の好適な実施例を説
明する。

第１図には、本発明に係る超音波診断装置が示
されており、安定な高周波信号を発生する水晶発
振器（OSC）１０の出力は分周同期回路１２に
供給され、該分周同期回路１２によつて所望周波
数の各種出力信号が得られる。

これらの出力信号は、超音波パルスビーム送受
信用の繰返し周波数信号１００、複素変換のため
の複素基準信号１０２，１０４、超音波送受信結
果の表示を行うための掃引同期信号１０６、及び
装置各部の同期作用を行うクロツク信号１０８を
含む。前記複素基準信号１０２，１０４は、送信
用繰返し周波数信号の整数倍の周波数を有する送
信バースト波の周波数f₀に等しく、かつ互いに位
相がπ／２だけ異なる複素関係をなす信号波形
sin2πf₀t，cos2πf₀tから成る。

前記送受信用の繰返し周波数信号１００は、送
受波制御器１４を介して電子走査用探触子１６に
供給され、該探触子を励振し、超音波パルスビー
ムを被検体９０内に送信する。被検体９０からの
反射エコーは探触子によつて電気信号に変換さ
れ、送受波制御器１４から高周波増幅器１８へ送
られて所望の増幅作用が施された後、Ｂモードあ
るいはＭモード表示を行うための出力信号として
検波器２０及びＡ／Ｄ変換器２２を介してDSC
２４に供給され、カラーTVモニタ３０で輝度変
調され表示される。

前記送受波制御器１４は、前記探触子１６の超
音波パルスビームを電気的な角度偏向等によつて
走査させ、この超音波パルスビームで被検体９０
を周期的に走査し、あるいは所望の偏向角にて走
査を停止するためなどに設けられている。

本発明は生体内運動部の運動速度分布に対する
偏角差の偏差量を実時間で測定し運動部における
個々の構成物の速度の分散を求めることに特徴を
有しており、まず偏差量を演算する前に現時刻の
受信信号と１周期前の受信信号との偏角差（ドプ
ラ周波数偏移）を高速にて求める。このために、
本発明は、超音波受信信号を複素変換しており、
前記高周波増幅器１８の他方の出力は、複素信号
変換器３２に供給され複素信号に変換される。

この複素信号変換器３２は位相検波器を含む一
組のミキサ３４ａ，３４ｂを有し、各ミキサにお
いて前記受信高周波信号がそれぞれ前記複素基準
信号１０２，１０４と演算され、これらの複素基
準信号は、前述したように互いにπ／２だけ位相
の異なる複素関係にあるため、各ミキサから高周
波信号に対応した複素信号を出力することができ
る。

各ミキサは混合検波作用によつて入力された受
信高周波信号と複素基準信号sin2πf₀t，cos2πf₀t
との両周波数の和と差の周波数の信号を出力し、
これら両信号が低域通過フイルタ３６ａ，３６ｂ
に供給され、差の周波数成分のみが取り出され
る。このミキサ３４ａ，３４ｂの入力信号である
受信高周波信号はドプラ情報を含むパルス数であ
り、複素基準信号１０２，１０４は単一周波数の
連続波である。従つて、上記差の周波数成分にも
ドプラ情報が含まれることとなり、この差の周波
数成分を検出すれば運動部の速度を求めることが
できる。

前記複素基準信号１０２は、送信用高周波信号
の繰返し周波数f_rの整数倍の周波数f₀を有し、そ
の振幅を１とすれば、 sin2πf₀t …(1) なる正弦波電圧信号にて示される。そして、探触
子１６で受信される受信高周波信号は送信周波数
をf₀とすれば、 sin（2πf₀t＋2πf_dｔ） …(2) にて示される。ただし、f_dはドプラ偏移周波数で
ある。

一方、ミキサ３４ａでは複素基準信号１０２と
受信高周波信号との積がとられるので、(1)式と(2)
式との積が求められる。いま式を簡単にするため
に、この積を２倍にした次式でミキサ３４ａの出
力信号を表わす。

cos2πf_dｔ−cos（4πf₀t＋2πf_dｔ） …(3) この出力は低域通過フイルタ３６ａで2f₀＋f_d
の周波数が除去されるので、その出力信号は、 cos2πf_dｔ …(4) となる。

また、他方の複素信号１０４は前記複素基準信
号とπ／２だけ位相が異なるので、 cos2πf₀t …(5) なる余弦波電圧信号で示される。

上記と同様に、ミキサ３４ｂの混合検波作用及
び低域通過フイルタ３６ｂの作用によつて、フイ
ルタ３６ｂの出力信号は、 sin2πf_dｔ …(6) なる信号となる。前記(4)式の信号を実数部に、そ
して(6)式の信号を虚数部に対応させると受信高周
波信号は複素信号に変換されたこととなる。これ
ら両信号を複素形式Ｚで表わすと、 Ｚ＝cos2πf_dｔ＋jsin2πf_dｔ …(7) と置ける。

以上のようにして複素変換された複素信号Ｚ
は、AD変換器３８ａ，３８ｂによつてデジタル
信号に変換され、次段の複素デイレーラインキヤ
ンセラ４０に入力される。前記AD変換器へはク
ロツク信号１０８が供給されており、該クロツク
信号によるサンプリングが行われる。

そして、前述した複素デイレーラインキヤンセ
ラ４０は、生体内の静止部あるいは低速運動部か
らの受信信号を除去して運動部のみの速度信号を
取り出すために用いられる。一般に、生体からの
例えば血流信号には血管壁、心臓壁等のほぼ静止
している生体組織からの反射信号（クラツタ）が
混入し、この信号は血流からの反射信号に比較し
て通常強大なため血流測定に著しい妨害を与え
る。このため、複素デイレーラインキヤンセラ４
０で運動部からの信号のみを検出すれば、画像信
号の品質を向上させることができる。

この複素デイレーラインキヤンセラ４０は、繰
返し信号の１周期Ｔに一致する遅延時間を有する
デイレーライン４２ａ，４２ｂを備え、各デイレ
ーラインは１周期の中に含まれるクロツクパルス
の数に等しい記憶素子から成るメモリ又はシフト
レジスタから形成することができる。そして、こ
れらデイレーライン４２ａ，４２ｂには、それぞ
れ差演算器４４ａ，４４ｂが接続されており、差
演算器４４によつてデイレーライン４２の入力、
すなわち現時刻の信号と１周期前の信号とを同一
深度において遂次比較して信号の１周期間の差を
演算する。

従つて、静止あるいは低速度の生体組織からの
反射信号は現時刻の信号と１周期前の信号との間
に変化がなく、あるいは変化が小さいため、差演
算器４４の出力は零に近くなる。また、速度の速
い、例えば血流信号の出力は大きな値として検出
され、これによつて前述したクラツタを確実に抑
圧することができる。

前記デイレーラインキヤンセラ４０の作用を以
下に演算式で説明する。なお、実施例において
は、デイレーラインキヤンセラ４０への入力はデ
ジタル信号であるが、説明を簡単にするためにア
ナログ信号にて説明を行う。

デイレーライン４２ａの入力cos2πf_dｔの１周
期遅延された出力は、 cos2πf_d（ｔ−Ｔ） で示され、この結果、差演算器４４ａの出力x₁
は、 x₁＝cos2πf_dｔ−cos2πf_d（ｔ−Ｔ） ＝−2sin2πf_dＴ／２・sin2πf_d（ｔ−Ｔ／２）…(
8) となる。

また、デイレーライン４２ｂの入力sin2πf_dｔ
の１周期遅延された出力は、 sin2πf_d（ｔ−Ｔ） で示され、この結果差演算器４４ｂの出力y₁は、 y₁＝sin2πf_dｔ−sin2πf_d（ｔ−Ｔ） ＝2sin2πf_dＴ／２・cos2πf_d（ｔ−Ｔ／２）…(9) となる。

以上のようにして、各差演算器４４ａ，４４ｂ
の出力には、それぞれx₁，y₁なる信号が出力され
る。従つて、低速信号が除去された信号x₁，y₁は
偏角演算器４６によつて、次式に従つて演算処理
され、偏角θ₁が求められる。

θ₁＝tan^-1（y₁／x₁） ＝tan^-1（2sin2πf_dＴ／２・cos2πf_d（ｔ−Ｔ／２）
／−2sin2πf_dＴ／２・sin2πf_d（ｔ−Ｔ／２） ＝tan^-1（−cos2πf_d（ｔ−Ｔ／２）／sin2πf_d（ｔ
−Ｔ／２））…(10) また、１周期分遅延された出力信号x₂，y₂も同
様にして求められ、これらの出力信号は次式で表
わされる。

x₂＝−2sin2πf_dＴ／２ ・sin2πf_d｛（ｔ−Ｔ）−Ｔ／２｝ ＝−2sin2πf_dＴ／２・sin2πf_d（ｔ−3T／２）…(
11) y₂＝2sin2πf_dＴ／２ ・cos2πf_d｛（ｔ−Ｔ）−Ｔ／２｝ ＝2sin2πf_dＴ／２・cos2πf_d（ｔ−3T／２）…(12
) これらの出力信号x₂，y₂は偏角演算器４６によ
つて、次式に従つて演算処理され、１周期分遅延
された信号の偏角θ₂が求められる。

θ₂＝tan^-1（y₂／x₂） ＝tan^-1（−cos2πf_d（ｔ−3T／２）／sin2πf_d（
ｔ−3T／２））…(13) 次いで、偏角θ₁，θ₂から、偏角差θ₁−θ₂（Δθ）
が偏角差演算器４８で、下記の演算式によつて求
められる。

Δθ＝θ₁−θ₂ ＝tan^-1（y₁／x₁）−Tan^-1（y₂／x₂） ＝tan^-1（（y₁／x₁）−（y₂／x₂）／１＋（y₁／x₁
）・（y₂／x₂） 上式に(8)，(9)，(11)，(12)式を代入し、式を整理す
ると、次式になる。

Δθ＝tan^-1（tan2πf_dＴ） ＝（2πT）・f_d …(14) すなわち、送信繰返し周期Ｔは定数であるか
ら、偏角差Δθはドプラ偏移周波数f_dに比例し、
従つて血流速度に比例することになる。また、偏
角差Δθはそれぞれ正及び負の値を取るので±π
の間だけ測定可能となり、これによつて運動速度
の方向性を得ることができる。

このようにして超音波ビームの通過線上の各点
において、一定時間間隔をもつ２個の複素信号を
連続的に求めて偏角差演算処理を行えば、極めて
高速に実時間で超音波が送波される広い範囲の運
動部の運動速度を得ることができる。

また、前記偏角差Δθは信号の変動成分や装置
から発生する雑音成分を含むので、これら雑音成
分を除去するために平均回路５４によつて平均偏
角差が求められる（この平均偏角差をで表わ
す）。

前記平均回路５４は、デイレーライン５８にて
１周期遅延した出力を現時刻の入力信号に加算器
５６にて加算し、再びこの出力をデイレーライン
５８に供給する操作を繰り返す。しかし、単にこ
の操作を繰り返していくと、加算回数の増加に伴
い、出力値が遂次増大し、ついには飽和する。そ
こで、実施例においては、重み付回路６０が設け
られ、出力を減衰させて入力と加算している。す
なわち、減衰量をαとすれば、現時刻の信号より
例えば10周期前の信号はα¹⁰だけ減衰して現時刻
の信号と加算されるので、出力に与える影響度が
小さくなり、低速フイルタや移動平均回路と同様
の平均機能を果たすことが可能となる。また、重
み付回路６０の重み付量を変えることにより、平
均化の度合いを変更することが可能となる。

以上のようにして、平均偏角差は、 ＝（2πT）・_d …(15) として求められ、この結果、平均ドプラ偏移周波
数_dに比例した前記平均偏角差が極めて容易
に求められる。

次に、前記平均偏角差から求められる運動
部における個々の構成物の速度の分散について説
明する。この分散は偏差演算器６２により演算さ
れており、差演算器４４ａ，４４ｂの出力は自乗
算器６８，７０にて２乗され、この自乗算器６
８，７０の出力信号は加算器７２で加算される。
これを演算式で説明する。

前記の(8)，(9)式から次式が求められる。

x₁ ²＝4sin²2πf_dＴ／２ ・sin²2πf_d（ｔ−Ｔ／２） y₁ ²＝4sin²2πf_dＴ／２ ・cos²2πf_d（ｔ−Ｔ／２） x₁ ²＋y₁ ²＝4sin²2πf_dＴ／２ …(16) この加算器７２の出力信号はドプラ偏移周波数
信号のパワー、すなわち電力（電圧の２乗）に比
例する値であり、この信号の振幅をなめらかにす
るため、また装置から発生する雑音信号を除去す
るために、平滑器７４に入力する（本発明におい
て平滑器７４は必ずしも使用なくてもよい）。

また、偏角差Δθと平均偏角差とを差演算器
６４に入力し、その差（Δθ−）を求める。次
に、その差信号を２乗算器６６に入力し、差の２
乗（Δθ−）２を求める。この信号と、前記平
滑器７４の出力とを乗算器７６で乗算する。

この信号を総和器７８に入力し、偏角信号系の
総和を求める。ここで総和とは繰返し信号の１周
期（Ｔ）前の値と加算するものであり（前記平均
回路５４を使用してもよい）、この信号を次のよ
うに表わす。

ΣP・（Δθ−）² …(17) ただし、Ｐ＝4sin²2πdＴ／２ また、前記平滑器７４の出力を総和器８０に供
給してその総和を求める。

この信号を次のように表わす。

ΣP …(18) 次いで、各総和器７８，８０の出力を除算器８
２に供給して総和器７８の出力を８０の出力で割
る。また、総和器７８，８０として前記平均回路
５４を使用してもよい。従つて、除算器８２の出
力をＤで表わすと、 Ｄ＝ΣP・（Δθ−Δθ／―）²／ΣP となる。Ｄは分散に近似し、その平方根は標準偏
差を近似するものとなるので、Ｄの平方根を求め
ることも容易である。

以上のようにして、得られたドプラ信号情報は
切換器８４を介してDSC２４に供給され、カラ
ーTVモニタ３０上にＢモードあるいはＭモード
の偏差及び運動速度分布画像が表示される。従つ
て、例えば心臓内の血流の流れが極めて正確に表
示され、層流的な流れあるいは乱流的・渦流的な
流れを確認することができる。

また、本発明において、モニタ３０のブラウン
管として、カラーブラウン管を用いて運動方向を
異なる色で識別する。例えば、正の速度を赤、負
の速度を青、また速度偏差の大きさを緑で、更に
制止している組織からの反射エコーを白で表示す
れば、偏差の大きさは色調の変化として表示で
き、生体内の組織構造、血流の方向、速度及び速
度偏差情報を同時に表示し、極めて高密度の診断
情報を提供することができる。

［発明の効果］ 以上説明したように、本発明によれば、超音波
受信信号を複素変換してドプラ周波数偏移を表わ
す偏角差を求め、この偏角差から偏差量を求める
ようにしたので、超音波ビーム軸に沿つた送受信
超音波パルスビームの通過線上にある生体内の運
動部の運動速度分布、例えば、血流速度分布が連
続的に求められ、動きのある部分に対して極めて
正確な診断情報が得られる。このとき、演算処理
のための遅れ時間は送信繰返し周期の数倍の遅れ
時間のみであるため実質的に実時間でこれらの分
布を表示可能である。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明に係る超音波診断装置の実施例
を示す説明図である。 １０……水晶発信器（OSC）、１２……分周同
期回路、１４……送受波制御器、１６……電子走
査用探触子、３０……カラーTVモニタ、３２…
…複素信号変換器、３４ａ，３４ｂ……ミキサ、
３６ａ，３６ｂ……低域フイルタ、４０……複素
デイレーラインキヤンセラ、４２ａ，４２ｂ，５
０……デイレーライン、４４ａ，４４ｂ，５２…
…差演算器、４６……偏角演算器、４８……偏角
差演算器、５４……平均回路、６２……偏差演算
器、７４……平滑器、１００……繰返し周波数信
号、１０２，１０４……複素基準信号、１０６…
…掃引同期信号、１０８……クロツク信号。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １ 超音波パルスビームを一定の繰返し周波数で
   生体内に送信し反射波を受信増幅して表示する超
   音波診断装置において、送信繰返し周波数の整数
   倍の周波数を有し互いに複素関係にある一組の複
   素基準信号と受信高周波信号とを混合して受信高
   周波信号を複素信号に変換する複素信号変換器
   と、複素信号から生体内の低速運動部の信号を除
   去する複素デイレーラインキヤンセラと、前記複
   素信号の偏角を演算する偏角演算器と、一定時間
   遅延された複素信号の偏角を得るための遅延線を
   備え遅延時間差を有する２個の複素信号の偏角差
   を演算する偏角差演算器と、前記偏角差演算器の
   出力信号の変動成分を平均化するための平均回路
   と、各部の出力信号から偏角差の偏差量を演算す
   る偏差演算器と、を含み、生体内運動部の運動速
   度の偏差分布を測定及び表示することを特徴とす
   る超音波診断装置。 ２ 特許請求の範囲１記載の偏差演算器におい
   て、複素信号に含まれる雑音成分又は装置から発
   生する雑音成分を除去するために平滑器が設けら
   れていることを特徴とする超音波診断装置。