JPH08280689A - 超音波ドプラ診断装置 - Google Patents
超音波ドプラ診断装置Info
- Publication number
- JPH08280689A JPH08280689A JP9543895A JP9543895A JPH08280689A JP H08280689 A JPH08280689 A JP H08280689A JP 9543895 A JP9543895 A JP 9543895A JP 9543895 A JP9543895 A JP 9543895A JP H08280689 A JPH08280689 A JP H08280689A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- value
- autocorrelation value
- doppler
- zero
- autocorrelation
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Granted
Links
Landscapes
- Ultra Sonic Daignosis Equipment (AREA)
- Length Measuring Devices Characterised By Use Of Acoustic Means (AREA)
Abstract
(57)【要約】
【目的】本発明の目的は、血流成分とノイズ成分との分
離能を向上し得る超音波ドプラ診断装置を提供すること
である。 【構成】本発明による超音波ドプラ診断装置は、超音波
プローブ１１と、超音波プローブ１１を駆動する送受信
系１２と、エコー信号を位相検波してドプラ信号を得る
直交位相検波手段１５，２４ａ，２４ｂ，２５と、ドプ
ラ信号とこのドプラ信号から１サンプルずれたドプラ信
号との相関関係から、１サンプルずらしの自己相関値を
求める自己相関器３０と、１サンプルずらしの自己相関
値の絶対値を求めるスムージング部４０と、自己相関値
の絶対値を表示する表示手段とを備える。
離能を向上し得る超音波ドプラ診断装置を提供すること
である。 【構成】本発明による超音波ドプラ診断装置は、超音波
プローブ１１と、超音波プローブ１１を駆動する送受信
系１２と、エコー信号を位相検波してドプラ信号を得る
直交位相検波手段１５，２４ａ，２４ｂ，２５と、ドプ
ラ信号とこのドプラ信号から１サンプルずれたドプラ信
号との相関関係から、１サンプルずらしの自己相関値を
求める自己相関器３０と、１サンプルずらしの自己相関
値の絶対値を求めるスムージング部４０と、自己相関値
の絶対値を表示する表示手段とを備える。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、パルスドプラ法により
血流を画像化（イメージング）する超音波ドプラ診断装
置に関する。
血流を画像化（イメージング）する超音波ドプラ診断装
置に関する。
【０００２】
【従来の技術】従来の超音波ドプラ診断装置の基本的構
成図を図８に示す。送受信系１２により、超音波プロー
ブが駆動されると、超音波パルスが一定の繰り返し周波
数（「レート周波数」と称される）で生体内に送信され
る。パルスドプラ法は、或る方位方向に超音波パルスの
送受信を所定回数繰り返し、この繰り返しが終了後に次
の方位方向に移って同様の動作を繰り返していくという
ものである。
成図を図８に示す。送受信系１２により、超音波プロー
ブが駆動されると、超音波パルスが一定の繰り返し周波
数（「レート周波数」と称される）で生体内に送信され
る。パルスドプラ法は、或る方位方向に超音波パルスの
送受信を所定回数繰り返し、この繰り返しが終了後に次
の方位方向に移って同様の動作を繰り返していくという
ものである。
【０００３】生体内で反射してきた反射波は、超音波プ
ローブ１１で受信される。この受信信号は、送受信系１
２を介して受信指向性を与えられた後、検波器１８、ミ
キサ２４ａ、２４ｂに送られる。検波器１８に送られた
受信信号は包絡線検波された後、走査変換手段３４、マ
ルチプレクサ（ＭＰＸ）３７、Ｄ／Ａ変換手段３８を順
に介して表示手段３９にＢモードとして表示される。一
方、ミキサ２４ａ、２４ｂに送られた受信信号は、それ
ぞれ９０度位相の異なる基準信号に掛け合わされて位相
検波され、ローパスフィルタ２６ａ，２６ｂで高周波成
分を除去される。これにより、血流成分及びクラッタ成
分の混在したドプラ信号が得られる。このドプラ信号
は、カラーフローマッピング（ＣＦＭ）処理系２７に送
られ、Ａ／Ｄ変換２８ａ、２８ｂでディジタル信号に変
換された後、ＭＴＩフィルタ２９ａ、２９ｂで様々な位
置毎にクラッタ信号が除去される。これにより、移動目
標物体（ここでは血球）のみのドプラ信号が得られる。
ローブ１１で受信される。この受信信号は、送受信系１
２を介して受信指向性を与えられた後、検波器１８、ミ
キサ２４ａ、２４ｂに送られる。検波器１８に送られた
受信信号は包絡線検波された後、走査変換手段３４、マ
ルチプレクサ（ＭＰＸ）３７、Ｄ／Ａ変換手段３８を順
に介して表示手段３９にＢモードとして表示される。一
方、ミキサ２４ａ、２４ｂに送られた受信信号は、それ
ぞれ９０度位相の異なる基準信号に掛け合わされて位相
検波され、ローパスフィルタ２６ａ，２６ｂで高周波成
分を除去される。これにより、血流成分及びクラッタ成
分の混在したドプラ信号が得られる。このドプラ信号
は、カラーフローマッピング（ＣＦＭ）処理系２７に送
られ、Ａ／Ｄ変換２８ａ、２８ｂでディジタル信号に変
換された後、ＭＴＩフィルタ２９ａ、２９ｂで様々な位
置毎にクラッタ信号が除去される。これにより、移動目
標物体（ここでは血球）のみのドプラ信号が得られる。
【０００４】このＭＴＩフィルタ２９ａ、２９ｂから出
力されるドプラ信号は、自己相関器３０に送られる。自
己相関器３０は、ドプラ信号に基づいて以下の（１）
式、（２）式にしたがってずらし幅ゼロの自己相関値Ｃ
0 と、１サンプルずらしの自己相関値Ｃ1 を計算する。
力されるドプラ信号は、自己相関器３０に送られる。自
己相関器３０は、ドプラ信号に基づいて以下の（１）
式、（２）式にしたがってずらし幅ゼロの自己相関値Ｃ
0 と、１サンプルずらしの自己相関値Ｃ1 を計算する。
【０００５】
【数１】
【０００６】なお、*は複素共役を示し、ｎは同一方向
に送受信される回数を示し、ｉは何回目かの送受信であ
るかを示し、Ｓi はｉ番目の送受信により得られた或る
ピクセルでのドプラ信号を意味する。また、ずらし幅ゼ
ロの自己相関値とは同一信号どうしの複素共役乗算値の
累積値であり、１サンプルずらしの自己相関値とはずら
し幅ゼロの自己相関値に対し１回分送受信タイミングが
ずれている信号どうしの複素共役乗算値の累積値であ
る。
に送受信される回数を示し、ｉは何回目かの送受信であ
るかを示し、Ｓi はｉ番目の送受信により得られた或る
ピクセルでのドプラ信号を意味する。また、ずらし幅ゼ
ロの自己相関値とは同一信号どうしの複素共役乗算値の
累積値であり、１サンプルずらしの自己相関値とはずら
し幅ゼロの自己相関値に対し１回分送受信タイミングが
ずれている信号どうしの複素共役乗算値の累積値であ
る。
【０００７】これら自己相関値Ｃ0 ，Ｃ1 は、以下の
（３）式、（４）式、（５）式にしたがって、各種演算
部３１乃至３３でそれぞれ、平均ドプラシフト周波数
ｆ、パワーＰ、分散σの各種血流情報に加工され、走査
変換手段３５、カラー情報変換手段３６、マルチプレク
サ３７、Ｄ／Ａ変換手段３８を順に介して表示手段３９
に表示される。
（３）式、（４）式、（５）式にしたがって、各種演算
部３１乃至３３でそれぞれ、平均ドプラシフト周波数
ｆ、パワーＰ、分散σの各種血流情報に加工され、走査
変換手段３５、カラー情報変換手段３６、マルチプレク
サ３７、Ｄ／Ａ変換手段３８を順に介して表示手段３９
に表示される。
【０００８】
【数２】
【０００９】このようにパルスドプラ法は、ドプラ効果
による偏移周波数が血流速度に応じたものであることを
基本原理として、血流の様子を２次元的に表示するため
の技術であるが、ドプラ信号には血流成分の他に、生体
内臓器からのクラッタ成分と、ノイズ成分とが含まれ
る。ドプラ信号からのクラッタ成分の除去はＭＴＩフィ
ルタによりなされる。ノイズ成分の除去は、リジェクシ
ョン処理により等価的に行われている。リジェクション
処理とは、平均速度、分散、パワーの各種血流情報を表
示する際、或る画素においてそのパワー値がしきい値よ
り小さいとき、その画素の表示輝度をゼロ、つまり真黒
に表示することでノイズ成分を実効的に除去するという
処理である。
による偏移周波数が血流速度に応じたものであることを
基本原理として、血流の様子を２次元的に表示するため
の技術であるが、ドプラ信号には血流成分の他に、生体
内臓器からのクラッタ成分と、ノイズ成分とが含まれ
る。ドプラ信号からのクラッタ成分の除去はＭＴＩフィ
ルタによりなされる。ノイズ成分の除去は、リジェクシ
ョン処理により等価的に行われている。リジェクション
処理とは、平均速度、分散、パワーの各種血流情報を表
示する際、或る画素においてそのパワー値がしきい値よ
り小さいとき、その画素の表示輝度をゼロ、つまり真黒
に表示することでノイズ成分を実効的に除去するという
処理である。
【００１０】ノイズは、その位相値及び速度がランダム
に変化するので、その分散は一般に大きな値となる。し
かし、ノイズのパワー値は一般には血流のそれよりも小
さくなるので、このパワー値に基づくリジェクション処
理は、ある程度の効果が期待されると考えられる。
に変化するので、その分散は一般に大きな値となる。し
かし、ノイズのパワー値は一般には血流のそれよりも小
さくなるので、このパワー値に基づくリジェクション処
理は、ある程度の効果が期待されると考えられる。
【００１１】このようにパワー値に基づくリジェクショ
ン処理は、ある程度のノイズ／血流分離を可能とする
が、細い血管や体表から離れた場所にある血管から反射
されてくる血流のパワーは、一般に小さい。したがっ
て、このようなパワー値の低い血流部分がノイズと共に
画像化されないという問題があり、リジェクション処理
以上のノイズ分離能が得られる方法が望まれている。
ン処理は、ある程度のノイズ／血流分離を可能とする
が、細い血管や体表から離れた場所にある血管から反射
されてくる血流のパワーは、一般に小さい。したがっ
て、このようなパワー値の低い血流部分がノイズと共に
画像化されないという問題があり、リジェクション処理
以上のノイズ分離能が得られる方法が望まれている。
【００１２】この問題を低減するものとしてパワードプ
ラ方式と称される方法がある。この方法は、パワー値を
フレーム間でスムージングして、時間的にパワー値の変
動の大きいノイズを相殺的に抑制しようとするものであ
る。しかし、従来の平均速度、分散、パワーの表示方法
では、血流方向は平均速度の符号から得られ、乱流度は
分散値によって得ることができたが、パワードプラ方式
では血流成分のパワー値をフレーム間でスムージング
し、その値を表示するため、血流方向及び乱流度を表示
することができなかった。
ラ方式と称される方法がある。この方法は、パワー値を
フレーム間でスムージングして、時間的にパワー値の変
動の大きいノイズを相殺的に抑制しようとするものであ
る。しかし、従来の平均速度、分散、パワーの表示方法
では、血流方向は平均速度の符号から得られ、乱流度は
分散値によって得ることができたが、パワードプラ方式
では血流成分のパワー値をフレーム間でスムージング
し、その値を表示するため、血流方向及び乱流度を表示
することができなかった。
【００１３】
【発明が解決しようとする課題】本発明の第１の目的
は、血流成分とノイズ成分との分離能を向上し得る超音
波ドプラ診断装置を提供することである。第２の目的
は、血流方向、血流の乱流度を表示できる超音波ドプラ
診断装置を提供することである。
は、血流成分とノイズ成分との分離能を向上し得る超音
波ドプラ診断装置を提供することである。第２の目的
は、血流方向、血流の乱流度を表示できる超音波ドプラ
診断装置を提供することである。
【００１４】
【課題を解決するための手段】請求項１に係る発明は、
被検体に超音波を送波すると共に、前記被検体からのエ
コー信号を受波する送受波手段と、前記送受波手段を駆
動する駆動手段と、前記エコー信号を位相検波してドプ
ラ信号を得る位相検波手段と、前記ドプラ信号と、この
ドプラ信号から１サンプルずれたドプラ信号との相関関
係に基づいて、１サンプルずらしの自己相関値を求める
相関手段と、前記１サンプルずらしの自己相関値の絶対
値を求める演算手段と、前記自己相関値の絶対値を表示
する表示手段とを備えることを特徴とする超音波ドプラ
診断装置である。
被検体に超音波を送波すると共に、前記被検体からのエ
コー信号を受波する送受波手段と、前記送受波手段を駆
動する駆動手段と、前記エコー信号を位相検波してドプ
ラ信号を得る位相検波手段と、前記ドプラ信号と、この
ドプラ信号から１サンプルずれたドプラ信号との相関関
係に基づいて、１サンプルずらしの自己相関値を求める
相関手段と、前記１サンプルずらしの自己相関値の絶対
値を求める演算手段と、前記自己相関値の絶対値を表示
する表示手段とを備えることを特徴とする超音波ドプラ
診断装置である。
【００１５】請求項６に係る発明は、被検体に超音波を
送波すると共に、前記被検体からのエコー信号を受波す
る送受波手段と、前記送受波手段を駆動する駆動手段
と、前記エコー信号を位相検波してドプラ信号を得る位
相検波手段と、前記ドプラ信号とこのドプラ信号から１
サンプルずれたドプラ信号とを用いて、ずらし幅ゼロの
ドプラ信号の自己相関値と、１サンプルずらしの自己相
関値とを求める相関手段と、前記１サンプルずらしの自
己相関値の絶対値を求める演算手段と、前記ずらし幅ゼ
ロの自己相関値と前記絶対値とに基づいて分散値を求め
る計算手段と、前記ずらし幅ゼロの自己相関値と前記絶
対値とのいずれかと、前記分散値とを表示する表示手段
とを備えることを特徴とする超音波ドプラ診断装置であ
る。
送波すると共に、前記被検体からのエコー信号を受波す
る送受波手段と、前記送受波手段を駆動する駆動手段
と、前記エコー信号を位相検波してドプラ信号を得る位
相検波手段と、前記ドプラ信号とこのドプラ信号から１
サンプルずれたドプラ信号とを用いて、ずらし幅ゼロの
ドプラ信号の自己相関値と、１サンプルずらしの自己相
関値とを求める相関手段と、前記１サンプルずらしの自
己相関値の絶対値を求める演算手段と、前記ずらし幅ゼ
ロの自己相関値と前記絶対値とに基づいて分散値を求め
る計算手段と、前記ずらし幅ゼロの自己相関値と前記絶
対値とのいずれかと、前記分散値とを表示する表示手段
とを備えることを特徴とする超音波ドプラ診断装置であ
る。
【００１６】請求項９に係る発明は、前記スムージング
手段は前記絶対値及び前記ずらし幅ゼロの自己相関値に
平均速度の符号を付してスムージングすることを特徴と
する。
手段は前記絶対値及び前記ずらし幅ゼロの自己相関値に
平均速度の符号を付してスムージングすることを特徴と
する。
【００１７】請求項１１に係る発明は、被検体に超音波
を送波すると共に、前記被検体からのエコー信号を受波
する送受波手段と、前記送受波手段を駆動する駆動手段
と、前記エコー信号を位相検波してドプラ信号を得る位
相検波手段と、前記ドプラ信号とこのドプラ信号から１
サンプルずれたドプラ信号とを用いて、ずらし幅ゼロの
自己相関値と、１サンプルずらしの自己相関値とを求め
る相関手段と、前記ずらし幅ゼロの自己相関値と前記１
サンプルずらしの自己相関値各々をフレーム間でスムー
ジングするスムージング手段と、前記スムージング手段
によりスムージングされた前記１サンプルずらしの自己
相関値の絶対値を求める演算手段と、前記ずらし幅ゼロ
の自己相関値と前記絶対値とから分散値を求める計算手
段と、前記分散値のみ、又は前記分散値と共に前記ずら
し幅ゼロの自己相関値と前記絶対値のいずれかを表示す
る表示手段とを備えることを特徴とする超音波ドプラ診
断装置である。
を送波すると共に、前記被検体からのエコー信号を受波
する送受波手段と、前記送受波手段を駆動する駆動手段
と、前記エコー信号を位相検波してドプラ信号を得る位
相検波手段と、前記ドプラ信号とこのドプラ信号から１
サンプルずれたドプラ信号とを用いて、ずらし幅ゼロの
自己相関値と、１サンプルずらしの自己相関値とを求め
る相関手段と、前記ずらし幅ゼロの自己相関値と前記１
サンプルずらしの自己相関値各々をフレーム間でスムー
ジングするスムージング手段と、前記スムージング手段
によりスムージングされた前記１サンプルずらしの自己
相関値の絶対値を求める演算手段と、前記ずらし幅ゼロ
の自己相関値と前記絶対値とから分散値を求める計算手
段と、前記分散値のみ、又は前記分散値と共に前記ずら
し幅ゼロの自己相関値と前記絶対値のいずれかを表示す
る表示手段とを備えることを特徴とする超音波ドプラ診
断装置である。
【００１８】
【作用】請求項１に係る発明によれば、ドプラ信号とこ
のドプラ信号から１サンプルずれたドプラ信号との相関
関係から、１サンプルずらしの自己相関値が求められ、
この１サンプルずらしの自己相関値の絶対値が表示され
る。血流はその流れの方向が安定的であるので、その１
サンプルずらしの自己相関値の絶対値は比較的大きい。
一方、ノイズはその方向がランダムであるので、その１
サンプルずらしの自己相関値の絶対値は比較的小さくな
る。したがって、１サンプルずらしの自己相関値を例え
ばパワードプラ法を適用すれば、ノイズ分離能の向上が
期待できる。
のドプラ信号から１サンプルずれたドプラ信号との相関
関係から、１サンプルずらしの自己相関値が求められ、
この１サンプルずらしの自己相関値の絶対値が表示され
る。血流はその流れの方向が安定的であるので、その１
サンプルずらしの自己相関値の絶対値は比較的大きい。
一方、ノイズはその方向がランダムであるので、その１
サンプルずらしの自己相関値の絶対値は比較的小さくな
る。したがって、１サンプルずらしの自己相関値を例え
ばパワードプラ法を適用すれば、ノイズ分離能の向上が
期待できる。
【００１９】請求項６に係る発明によれば、ずらし幅ゼ
ロの自己相関値と絶対値とのいずれかと、分散値とを表
示するので、ドプラ信号の強さと乱流度の両方を観察で
きる。
ロの自己相関値と絶対値とのいずれかと、分散値とを表
示するので、ドプラ信号の強さと乱流度の両方を観察で
きる。
【００２０】請求項９に係る発明によれば、順逆方向の
血流のうち、支配的な方向成分が符号付きパワー値をス
ムージングした結果の符号で与えられるので、血流方向
を区別してパワー値を表示することができる。
血流のうち、支配的な方向成分が符号付きパワー値をス
ムージングした結果の符号で与えられるので、血流方向
を区別してパワー値を表示することができる。
【００２１】請求項１１に係る発明によれば、フレーム
間でスムージングしたずらし幅ゼロの自己相関値と、フ
レーム間でスムージングした１サンプルずれた自己相関
値より得られた絶対値とから、分散を求めるので、血流
が拍動流であるのか、定常流であるのかを判別できる。
間でスムージングしたずらし幅ゼロの自己相関値と、フ
レーム間でスムージングした１サンプルずれた自己相関
値より得られた絶対値とから、分散を求めるので、血流
が拍動流であるのか、定常流であるのかを判別できる。
【００２２】
【実施例】以下、図面を参照して、本発明による超音波
ドプラ診断装置の一実施例を説明する。 （第１実施例）本発明の第１実施例に係る超音波ドプラ
診断装置の構成図を図１に示す。図２に図１のスムージ
ング部の詳細な構成を示す。この超音波ドプラ診断装置
は、パルスドプラ法が採用される。送受信系１２によ
り、超音波プローブが駆動されると、基準周波数ｆ0 の
超音波パルスが一定の繰り返し周波数（「レート周波
数」と称される）ｆr で生体内に送信される。パルスド
プラ法では、或る方位方向に超音波パルスの送受信を所
定回数繰り返しながら順次、方位方向を変化させていく
というものである。生体内で反射してきた反射波は、超
音波プローブ１１で受信される。この受信信号は、送受
信系１２を介してプリアンプ１３で増幅され、ディレー
ライン１６で遅延時間を与えられ、さらに加算器１７で
加算される。加算器１７から出力される受信信号は、検
波器１８に送られ、包絡線検波の後、走査変換手段３
４、マルチプレクサ（ＭＰＸ）３７、Ｄ／Ａ変換手段３
８を順に介して表示手段３９にＢモード画像としてビジ
ュアルに表示される。
ドプラ診断装置の一実施例を説明する。 （第１実施例）本発明の第１実施例に係る超音波ドプラ
診断装置の構成図を図１に示す。図２に図１のスムージ
ング部の詳細な構成を示す。この超音波ドプラ診断装置
は、パルスドプラ法が採用される。送受信系１２によ
り、超音波プローブが駆動されると、基準周波数ｆ0 の
超音波パルスが一定の繰り返し周波数（「レート周波
数」と称される）ｆr で生体内に送信される。パルスド
プラ法では、或る方位方向に超音波パルスの送受信を所
定回数繰り返しながら順次、方位方向を変化させていく
というものである。生体内で反射してきた反射波は、超
音波プローブ１１で受信される。この受信信号は、送受
信系１２を介してプリアンプ１３で増幅され、ディレー
ライン１６で遅延時間を与えられ、さらに加算器１７で
加算される。加算器１７から出力される受信信号は、検
波器１８に送られ、包絡線検波の後、走査変換手段３
４、マルチプレクサ（ＭＰＸ）３７、Ｄ／Ａ変換手段３
８を順に介して表示手段３９にＢモード画像としてビジ
ュアルに表示される。
【００２３】加算器１７の出力は、ミキサ（位相検波
器）２４ａ、２４ｂにも送られる。発振器１５からの基
準周波数ｆ0 の基準信号は、ミキサ２４ａに直接供給さ
れ、またミキサ２４ｂに９０°移相器２５を介して供給
され、それぞれ加算器１７からの受信信号と掛け合わさ
れる。これによりドプラ偏移周波数成分ｆd と、高周波
成分２・ｆ0 ＋ｆd とが得られる。
器）２４ａ、２４ｂにも送られる。発振器１５からの基
準周波数ｆ0 の基準信号は、ミキサ２４ａに直接供給さ
れ、またミキサ２４ｂに９０°移相器２５を介して供給
され、それぞれ加算器１７からの受信信号と掛け合わさ
れる。これによりドプラ偏移周波数成分ｆd と、高周波
成分２・ｆ0 ＋ｆd とが得られる。
【００２４】高周波成分は、ローパスフィルタ２６ａ，
２６ｂで濾過され、ドプラ偏移周波数成分ｆd だけを有
するドプラ信号がカラーフローマッピング（ＣＦＭ）処
理系２７に送られる。ＣＦＭ処理系２７に送られたドプ
ラ信号は、Ａ／Ｄ変換２８ａ、２８ｂでディジタル信号
に変換された後、ＭＴＩフィルタ２９ａ、２９ｂで様々
な位置毎にクラッタ信号が除去され、移動目標物体（こ
こでは血球）によるドプラ偏移周波数成分ｆd だけのド
プラ信号が得られる。
２６ｂで濾過され、ドプラ偏移周波数成分ｆd だけを有
するドプラ信号がカラーフローマッピング（ＣＦＭ）処
理系２７に送られる。ＣＦＭ処理系２７に送られたドプ
ラ信号は、Ａ／Ｄ変換２８ａ、２８ｂでディジタル信号
に変換された後、ＭＴＩフィルタ２９ａ、２９ｂで様々
な位置毎にクラッタ信号が除去され、移動目標物体（こ
こでは血球）によるドプラ偏移周波数成分ｆd だけのド
プラ信号が得られる。
【００２５】ＭＴＩフィルタ２９ａ、２９ｂからのドプ
ラ信号は、自己相関器３０に送られる。自己相関器３０
は、ＭＴＩフィルタ２９ａ、２９ｂからのドプラ信号に
基づいて、上述した（２）式にしたがって、ずらし幅ゼ
ロの信号と１サンプルずらしの信号の相関関係から１サ
ンプルずらしの自己相関値Ｃ1 を計算する。
ラ信号は、自己相関器３０に送られる。自己相関器３０
は、ＭＴＩフィルタ２９ａ、２９ｂからのドプラ信号に
基づいて、上述した（２）式にしたがって、ずらし幅ゼ
ロの信号と１サンプルずらしの信号の相関関係から１サ
ンプルずらしの自己相関値Ｃ1 を計算する。
【００２６】平均速度演算部３１、分散演算部３２、パ
ワー演算部３３はそれぞれ、自己相関器３０の出力に基
づいて平均速度、分散、パワーを計算する。これらは走
査変換手段３５を介して適当に組み合わされ、最終的に
表示手段３９に表示される。
ワー演算部３３はそれぞれ、自己相関器３０の出力に基
づいて平均速度、分散、パワーを計算する。これらは走
査変換手段３５を介して適当に組み合わされ、最終的に
表示手段３９に表示される。
【００２７】また、自己相関器３０の出力、つまり１サ
ンプルずらしの自己相関値Ｃ1 は、スムージング部４０
に送られる。この１サンプルずらしの自己相関値Ｃ1
は、虚数部、実数部毎に空間的スムージング処理（同一
フレーム内の隣接点のＣ1 とのスムージング）に供され
る。具体的には、１サンプルずらしの自己相関値Ｃ1 の
虚数部、実数部はそれぞれ、距離方向スムージング部４
１，４２で距離方向（深さ方向）に関してスムージング
処理に供され、さらに方位方向スムージング部４３，４
４で方位方向（超音波ビームの移動方向）に関してスム
ージング処理に供される。振幅計算部４６は、空間的ス
ムージング処理に供された実数部と虚数部から、自己相
関値Ｃ1 の絶対値｜Ｃ1 ｜を計算する。この自己相関値
Ｃ1 の絶対値｜Ｃ1 ｜は、フレーム間スムージング部４
７でフレーム間のスムージング処理（時間的スムージン
グ処理）、つまり隣接フレームの同一点の｜Ｃ1 ｜との
スムージング処理に供される。
ンプルずらしの自己相関値Ｃ1 は、スムージング部４０
に送られる。この１サンプルずらしの自己相関値Ｃ1
は、虚数部、実数部毎に空間的スムージング処理（同一
フレーム内の隣接点のＣ1 とのスムージング）に供され
る。具体的には、１サンプルずらしの自己相関値Ｃ1 の
虚数部、実数部はそれぞれ、距離方向スムージング部４
１，４２で距離方向（深さ方向）に関してスムージング
処理に供され、さらに方位方向スムージング部４３，４
４で方位方向（超音波ビームの移動方向）に関してスム
ージング処理に供される。振幅計算部４６は、空間的ス
ムージング処理に供された実数部と虚数部から、自己相
関値Ｃ1 の絶対値｜Ｃ1 ｜を計算する。この自己相関値
Ｃ1 の絶対値｜Ｃ1 ｜は、フレーム間スムージング部４
７でフレーム間のスムージング処理（時間的スムージン
グ処理）、つまり隣接フレームの同一点の｜Ｃ1 ｜との
スムージング処理に供される。
【００２８】こうして空間的及び時間的にスムージング
処理に供された自己相関値Ｃ1 の絶対値｜Ｃ1 ｜はその
大きさに応じて、 Log（対数）変換部４９で輝度値が割
り当てられ、アンジオ出力信号（血流信号）として、走
査変換手段３５に出力される。そして、このアンジオ出
力信号は走査変換手段３５からカラー情報変換手段３
６、マルチプレクサ３７、Ｄ／Ａ変換手段３８を順に介
して表示手段３９にノイズが低減された２次元の血流画
像としてビジュアルに表示される。
処理に供された自己相関値Ｃ1 の絶対値｜Ｃ1 ｜はその
大きさに応じて、 Log（対数）変換部４９で輝度値が割
り当てられ、アンジオ出力信号（血流信号）として、走
査変換手段３５に出力される。そして、このアンジオ出
力信号は走査変換手段３５からカラー情報変換手段３
６、マルチプレクサ３７、Ｄ／Ａ変換手段３８を順に介
して表示手段３９にノイズが低減された２次元の血流画
像としてビジュアルに表示される。
【００２９】次に本実施例の作用について説明する。図
３、図４は１サンプルずらしの自己相関値Ｃ1 の計算方
法に関する説明図である。図３（ａ）は或る一定の方位
方向に関する送受信によって得られた直交位相検波前の
受信信号を示す。なお、同一方位方向に関する送受信の
繰り返し回数をｎとする。１≦ｉ≦ｎとして、図中、ｓ
i （ｔ）は、ｉ回目の送受信で得られた受信信号を表し
ている。この受信信号ｓi （ｔ）はミキサ２４ａ，２４
ｂで直交位相検波に供され、さらにＡ／Ｄを受けた後の
時刻ｔ0 におけるサンプル値を図３（ｂ）に示す。この
複素数Ｓi は、時間関数でなく、ｉのみに依存する。こ
こで血流速度が観測時間内でそれほど変化しなければ、
複素数Ｓi は、図３（ｂ）に示すように、ほぼ一定間隔
で回転する。
３、図４は１サンプルずらしの自己相関値Ｃ1 の計算方
法に関する説明図である。図３（ａ）は或る一定の方位
方向に関する送受信によって得られた直交位相検波前の
受信信号を示す。なお、同一方位方向に関する送受信の
繰り返し回数をｎとする。１≦ｉ≦ｎとして、図中、ｓ
i （ｔ）は、ｉ回目の送受信で得られた受信信号を表し
ている。この受信信号ｓi （ｔ）はミキサ２４ａ，２４
ｂで直交位相検波に供され、さらにＡ／Ｄを受けた後の
時刻ｔ0 におけるサンプル値を図３（ｂ）に示す。この
複素数Ｓi は、時間関数でなく、ｉのみに依存する。こ
こで血流速度が観測時間内でそれほど変化しなければ、
複素数Ｓi は、図３（ｂ）に示すように、ほぼ一定間隔
で回転する。
【００３０】図４（ａ）は、自己相関器３０における１
サンプルずらしの自己相関値Ｃ1 の計算手順に関する説
明図である。自己相関器３０は、ｉ回目の送受信での複
素数Ｓi と、１サンプルずれた、ここでは１サンプル前
のｉ−１回目の送受信での複素数Ｓi-1 の位相共役Ｓ
i-1 * とを複素乗算する。この複素乗算はｉ＝ｎまで繰
り返され、得られた複素乗算結果ＡＣ1 〜ＡＣn を図４
（ｂ）に示すように累積することにより、１サンプルず
らしの自己相関値Ｃ1 が求められる。上述したように血
流速度が観測時間内でそれほど変化しなければ、各サン
プル間での位相差（φi −φi-1 ）も累積範囲内でほぼ
一定となり、そのベクトルはｉによらずほど同一の方向
を向く。したがって、累積後の１サンプルずらしの自己
相関値Ｃ1は、原点から十分離れた位置まで到達し、そ
の絶対値｜Ｃ1 ｜も大きくなっていく。しかし、ノイズ
の場合、図５に示すように、ベクトルの方向がランダム
であるので、ノイズの１サンプルずらしの自己相関値Ｃ
1 の絶対値｜Ｃ1 ｜はあまり大きくなっていかない。要
するに、血流成分の１サンプルずらしの自己相関値Ｃ1
の絶対値｜Ｃ1 ｜はｉの増加に応じて大きくなっていく
が、ノイズの１サンプルずらしの自己相関値Ｃ1 の絶対
値｜Ｃ1 ｜はｉに関わらずあまり大きくなっていかな
い。したがって、この１サンプルずらしの自己相関値Ｃ
1 の絶対値｜Ｃ1｜を輝度変換して表示すると、血流成
分がノイズ成分に対して相対的に強調され、結果的にノ
イズ成分が抑制される。ただし、血流も乱流性で、ベク
トルＡＣの向きがランダムである場合、ノイズと同様に
１サンプルずらしの自己相関値Ｃ1の絶対値｜Ｃ1 ｜は
あまり大きくなっていかないので、Ｃ0 の代わりにＣ1
を用いるメリットは少ない。
サンプルずらしの自己相関値Ｃ1 の計算手順に関する説
明図である。自己相関器３０は、ｉ回目の送受信での複
素数Ｓi と、１サンプルずれた、ここでは１サンプル前
のｉ−１回目の送受信での複素数Ｓi-1 の位相共役Ｓ
i-1 * とを複素乗算する。この複素乗算はｉ＝ｎまで繰
り返され、得られた複素乗算結果ＡＣ1 〜ＡＣn を図４
（ｂ）に示すように累積することにより、１サンプルず
らしの自己相関値Ｃ1 が求められる。上述したように血
流速度が観測時間内でそれほど変化しなければ、各サン
プル間での位相差（φi −φi-1 ）も累積範囲内でほぼ
一定となり、そのベクトルはｉによらずほど同一の方向
を向く。したがって、累積後の１サンプルずらしの自己
相関値Ｃ1は、原点から十分離れた位置まで到達し、そ
の絶対値｜Ｃ1 ｜も大きくなっていく。しかし、ノイズ
の場合、図５に示すように、ベクトルの方向がランダム
であるので、ノイズの１サンプルずらしの自己相関値Ｃ
1 の絶対値｜Ｃ1 ｜はあまり大きくなっていかない。要
するに、血流成分の１サンプルずらしの自己相関値Ｃ1
の絶対値｜Ｃ1 ｜はｉの増加に応じて大きくなっていく
が、ノイズの１サンプルずらしの自己相関値Ｃ1 の絶対
値｜Ｃ1 ｜はｉに関わらずあまり大きくなっていかな
い。したがって、この１サンプルずらしの自己相関値Ｃ
1 の絶対値｜Ｃ1｜を輝度変換して表示すると、血流成
分がノイズ成分に対して相対的に強調され、結果的にノ
イズ成分が抑制される。ただし、血流も乱流性で、ベク
トルＡＣの向きがランダムである場合、ノイズと同様に
１サンプルずらしの自己相関値Ｃ1の絶対値｜Ｃ1 ｜は
あまり大きくなっていかないので、Ｃ0 の代わりにＣ1
を用いるメリットは少ない。
【００３１】これに対し、ずらし幅ゼロの自己相関値Ｃ
0 は、上述した（１）式から理解されるように、スカラ
ー量であり、図５の１本１本のベクトルＡＣの振幅をス
カラー的に累積していることに相当する。したがって、
血流成分のＣ0 とノイズ成分のＣ0 とは共に、送受信繰
り返し回数に応じて大きくなり、両者の差異は少なく、
血流成分からノイズ成分を分離できない。
0 は、上述した（１）式から理解されるように、スカラ
ー量であり、図５の１本１本のベクトルＡＣの振幅をス
カラー的に累積していることに相当する。したがって、
血流成分のＣ0 とノイズ成分のＣ0 とは共に、送受信繰
り返し回数に応じて大きくなり、両者の差異は少なく、
血流成分からノイズ成分を分離できない。
【００３２】以上のように、１サンプルずらしの自己相
関値Ｃ1 は、各サンプルの位相が、血流信号では流速に
依存し、ノイズではランダムであることを利用している
が、ずらし幅ゼロの自己相関値Ｃ0 は各サンプルの振幅
のみ用い、位相に関する情報は使っていない。このた
め、乱流性の少ない血流に対しては、１サンプルずらし
の自己相関値Ｃ1 に基づく方法がずらし幅ゼロの自己相
関値Ｃ0 に基づく方法よりノイズ分離能が良好である。
関値Ｃ1 は、各サンプルの位相が、血流信号では流速に
依存し、ノイズではランダムであることを利用している
が、ずらし幅ゼロの自己相関値Ｃ0 は各サンプルの振幅
のみ用い、位相に関する情報は使っていない。このた
め、乱流性の少ない血流に対しては、１サンプルずらし
の自己相関値Ｃ1 に基づく方法がずらし幅ゼロの自己相
関値Ｃ0 に基づく方法よりノイズ分離能が良好である。
【００３３】次に、１サンプルずらしの自己相関値Ｃ1
を空間サンプル間及びフレーム間でスムージングするこ
との効果について説明する。血流の速度、方向が空間的
に近いところで似ているのであれば、Ｃ1 ベクトルはそ
れらの点で同じような方向を向き、且つ同じような大き
さであるため、スムージング処理の前後で値の変動は少
ない。しかし、ノイズによるＣ1 ベクトルは隣接サンプ
ル間、及びフレーム間で独立であるため、スムージング
処理によりその値は小さくなる。よって、１サンプルず
らしの自己相関値Ｃ1 を空間サンプル間及びフレーム間
でスムージングすることにより、ノイズ分離能はより向
上する。 （第２実施例）図６に本実施例のスムージング部の構成
を示す。図６において図２と同じ部分には同符号を付し
ている。また、スムージング部以外の他の構成は第１実
施例の図１と同じである。スムージング部には、自己相
関器３０で求められた１サンプルずらしの自己相関値Ｃ
1 と、ずらし幅ゼロの自己相関値Ｃ0 が供給される。Ｃ
1 の実数部は距離方向スムージング部４１と、方位方向
スムージング部４３を介して振幅計算部４６に送られ
る。また、Ｃ1 の虚数部は距離方向スムージング部４２
と、方位方向スムージング部４４を介して振幅計算部４
６に送られる。なお、距離方向スムージング処理と、方
位方向スムージング処理とに対して、空間的スムージン
グ処理がそれらの上位概念として定義される。振幅計算
部４６は、Ｃ1 の実数部、虚数部に基づいてＣ1 の絶対
値｜Ｃ1 ｜を求める。
を空間サンプル間及びフレーム間でスムージングするこ
との効果について説明する。血流の速度、方向が空間的
に近いところで似ているのであれば、Ｃ1 ベクトルはそ
れらの点で同じような方向を向き、且つ同じような大き
さであるため、スムージング処理の前後で値の変動は少
ない。しかし、ノイズによるＣ1 ベクトルは隣接サンプ
ル間、及びフレーム間で独立であるため、スムージング
処理によりその値は小さくなる。よって、１サンプルず
らしの自己相関値Ｃ1 を空間サンプル間及びフレーム間
でスムージングすることにより、ノイズ分離能はより向
上する。 （第２実施例）図６に本実施例のスムージング部の構成
を示す。図６において図２と同じ部分には同符号を付し
ている。また、スムージング部以外の他の構成は第１実
施例の図１と同じである。スムージング部には、自己相
関器３０で求められた１サンプルずらしの自己相関値Ｃ
1 と、ずらし幅ゼロの自己相関値Ｃ0 が供給される。Ｃ
1 の実数部は距離方向スムージング部４１と、方位方向
スムージング部４３を介して振幅計算部４６に送られ
る。また、Ｃ1 の虚数部は距離方向スムージング部４２
と、方位方向スムージング部４４を介して振幅計算部４
６に送られる。なお、距離方向スムージング処理と、方
位方向スムージング処理とに対して、空間的スムージン
グ処理がそれらの上位概念として定義される。振幅計算
部４６は、Ｃ1 の実数部、虚数部に基づいてＣ1 の絶対
値｜Ｃ1 ｜を求める。
【００３４】また、空間的スムージング処理を受けた１
サンプルずらしの自己相関値Ｃ1 は、位相計算部５２に
送られる。位相計算部５２は、両者間の位相差に基づい
て血流方向（プローブに近付く方向とプローブから離れ
る方向）を符号（正と負）として求める。求められた符
号は、フレーム間スムージング部５３、マルチプレクサ
５８，５９に送られる。
サンプルずらしの自己相関値Ｃ1 は、位相計算部５２に
送られる。位相計算部５２は、両者間の位相差に基づい
て血流方向（プローブに近付く方向とプローブから離れ
る方向）を符号（正と負）として求める。求められた符
号は、フレーム間スムージング部５３、マルチプレクサ
５８，５９に送られる。
【００３５】ずらし幅ゼロの自己相関値Ｃ0 は、距離方
向スムージング部５０と方位方向スムージング部５１と
により空間的にスムージングされ、マルチプレクサ５
７，５９に出力される。
向スムージング部５０と方位方向スムージング部５１と
により空間的にスムージングされ、マルチプレクサ５
７，５９に出力される。
【００３６】また、マルチプレクサ５７、６０には、表
示パラメータをＣ1 とＣ0 のいずれにするかという選択
コマンドＣ1 ／Ｃ0 が供給される。選択コマンドＣ1 ／
Ｃ0に応じて、振幅計算部４６からの自己相関値Ｃ1 の
絶対値｜Ｃ1 ｜、又はずらし幅ゼロの自己相関値Ｃ0 が
選択的にフレーム間スムージング部５３に供給される。
示パラメータをＣ1 とＣ0 のいずれにするかという選択
コマンドＣ1 ／Ｃ0 が供給される。選択コマンドＣ1 ／
Ｃ0に応じて、振幅計算部４６からの自己相関値Ｃ1 の
絶対値｜Ｃ1 ｜、又はずらし幅ゼロの自己相関値Ｃ0 が
選択的にフレーム間スムージング部５３に供給される。
【００３７】フレーム間スムージング部５３は、｜Ｃ1
｜又はＣ0 に符号を付けて、フレーム間スムージング処
理に供する。この処理結果は Log変換部５４を介して符
号付きパワー値として出力される。
｜又はＣ0 に符号を付けて、フレーム間スムージング処
理に供する。この処理結果は Log変換部５４を介して符
号付きパワー値として出力される。
【００３８】振幅計算部４６からの自己相関値Ｃ1 の絶
対値｜Ｃ1 ｜は、マルチプレクサ５８に送られる。マル
チプレクサ５８は、超音波プローブ１１に向かう方向
（順方向）と、超音波プローブ１１から遠ざかる方向
（逆方向）との両方向の血流を表示するための第１の動
作モードと、いずれかの方向の血流を選択的に表示する
第２の動作モードとを有し、第１の動作モードでは絶対
値｜Ｃ1 ｜をフレーム間スムージング部４７にそのまま
通過させ、第２の動作モードでは位相計算部５２からの
符号が正（又は負）の絶対値｜Ｃ1 ｜をフレーム間スム
ージング部４７にそのまま通過させ、位相計算部５２か
らの符号が負（又は正）の絶対値｜Ｃ1 ｜をゼロ値に変
換してフレーム間スムージング部４７に送り込む。フレ
ーム間スムージング部４７は、送り込まれた絶対値｜Ｃ
1 ｜をフレーム間スムージング処理（時間的スムージン
グ処理）に供する。
対値｜Ｃ1 ｜は、マルチプレクサ５８に送られる。マル
チプレクサ５８は、超音波プローブ１１に向かう方向
（順方向）と、超音波プローブ１１から遠ざかる方向
（逆方向）との両方向の血流を表示するための第１の動
作モードと、いずれかの方向の血流を選択的に表示する
第２の動作モードとを有し、第１の動作モードでは絶対
値｜Ｃ1 ｜をフレーム間スムージング部４７にそのまま
通過させ、第２の動作モードでは位相計算部５２からの
符号が正（又は負）の絶対値｜Ｃ1 ｜をフレーム間スム
ージング部４７にそのまま通過させ、位相計算部５２か
らの符号が負（又は正）の絶対値｜Ｃ1 ｜をゼロ値に変
換してフレーム間スムージング部４７に送り込む。フレ
ーム間スムージング部４７は、送り込まれた絶対値｜Ｃ
1 ｜をフレーム間スムージング処理（時間的スムージン
グ処理）に供する。
【００３９】同様に、方位方向スムージング部５１から
のずらし幅ゼロの自己相関値Ｃ0 は、マルチプレクサ５
９に送られる。マルチプレクサ５９は超音波プローブ１
１に向かう方向（順方向）と、超音波プローブ１１から
遠ざかる方向（逆方向）との両方向の血流を表示するた
めの第１の動作モードと、いずれかの方向の血流を選択
的に表示する第２の動作モードとを有し、第１の動作モ
ードではＣ0 をフレーム間スムージング部４７にそのま
ま通過させ、第２の動作モードでは位相計算部５２から
の符号が正（又は負）のＣ0 をフレーム間スムージング
部５５にそのまま通過させ、位相計算部５２からの符号
が負（又は正）のＣ0 をゼロ値に変換してフレーム間ス
ムージング部５５に送り込む。フレーム間スムージング
部５５は、送り込まれたＣ0 をフレーム間スムージング
処理（時間的スムージング処理）に供する。
のずらし幅ゼロの自己相関値Ｃ0 は、マルチプレクサ５
９に送られる。マルチプレクサ５９は超音波プローブ１
１に向かう方向（順方向）と、超音波プローブ１１から
遠ざかる方向（逆方向）との両方向の血流を表示するた
めの第１の動作モードと、いずれかの方向の血流を選択
的に表示する第２の動作モードとを有し、第１の動作モ
ードではＣ0 をフレーム間スムージング部４７にそのま
ま通過させ、第２の動作モードでは位相計算部５２から
の符号が正（又は負）のＣ0 をフレーム間スムージング
部５５にそのまま通過させ、位相計算部５２からの符号
が負（又は正）のＣ0 をゼロ値に変換してフレーム間ス
ムージング部５５に送り込む。フレーム間スムージング
部５５は、送り込まれたＣ0 をフレーム間スムージング
処理（時間的スムージング処理）に供する。
【００４０】分散計算部５６は、（５）式にしたがって
スムージングされた｜Ｃ1 ｜とＣ0とから分散を求め、
求めた分散値を出力する。マルチプレクサ６０は、マル
チプレクサ５７と同様に、表示パラメータとして選択さ
れたフレーム間スムージング部４７からの｜Ｃ1 ｜又は
フレーム間スムージング部５５からのＣ0 を選択的にLo
g 変換部４９に供給する。Log 変換部４９は、｜Ｃ1 ｜
又はＣ0 を輝度変換して、符号無しのパワー値として出
力する。
スムージングされた｜Ｃ1 ｜とＣ0とから分散を求め、
求めた分散値を出力する。マルチプレクサ６０は、マル
チプレクサ５７と同様に、表示パラメータとして選択さ
れたフレーム間スムージング部４７からの｜Ｃ1 ｜又は
フレーム間スムージング部５５からのＣ0 を選択的にLo
g 変換部４９に供給する。Log 変換部４９は、｜Ｃ1 ｜
又はＣ0 を輝度変換して、符号無しのパワー値として出
力する。
【００４１】本実施例では表示パラメータを選択するこ
とで、｜Ｃ1 ｜とＣ0 のいずれの値でも表示できるよう
になる。また｜Ｃ1 ｜及びＣ0 から求められた分散値を
それのみ表示するようにしてもよいし、符号無しパワー
値と分散値とを表示するようにしてもよい。例えば、｜
Ｃ1 ｜又はＣ0 を輝度パラメータとして用い、分散値に
応じて色調を変えるようにすれば、輝度で表現されるド
プラ信号の強さと、乱流度の両方を同時に観察できる。
とで、｜Ｃ1 ｜とＣ0 のいずれの値でも表示できるよう
になる。また｜Ｃ1 ｜及びＣ0 から求められた分散値を
それのみ表示するようにしてもよいし、符号無しパワー
値と分散値とを表示するようにしてもよい。例えば、｜
Ｃ1 ｜又はＣ0 を輝度パラメータとして用い、分散値に
応じて色調を変えるようにすれば、輝度で表現されるド
プラ信号の強さと、乱流度の両方を同時に観察できる。
【００４２】ある程度の時定数をもってフレーム間スム
ージング処理に供された｜Ｃ1 ｜又はＣ0 から分散を求
めるため、ある一定時間内の平均的な乱流度を評価でき
る。そのため、一般的には安定していない分散値が、か
なり安定して検出できるようになり、微小な乱流の検出
や乱流度の定量評価等に有効である。
ージング処理に供された｜Ｃ1 ｜又はＣ0 から分散を求
めるため、ある一定時間内の平均的な乱流度を評価でき
る。そのため、一般的には安定していない分散値が、か
なり安定して検出できるようになり、微小な乱流の検出
や乱流度の定量評価等に有効である。
【００４３】また、本実施例では、血流方向を区別して
パワー値を表示できる。つまり、Log 変換部４９からの
符号無しパワー値（｜Ｃ1 ｜又はＣ0 ）を輝度パラメー
タとして用い、Log 変換部５４からの符号付きパワー値
（｜Ｃ1 ｜又はＣ0 ）の符号に応じて式調を変える。例
えば、符号付きパワー値（｜Ｃ1 ｜又はＣ0 ）の符号が
正であれば赤系の色で表示し、負ならば、青系の色で表
示する。
パワー値を表示できる。つまり、Log 変換部４９からの
符号無しパワー値（｜Ｃ1 ｜又はＣ0 ）を輝度パラメー
タとして用い、Log 変換部５４からの符号付きパワー値
（｜Ｃ1 ｜又はＣ0 ）の符号に応じて式調を変える。例
えば、符号付きパワー値（｜Ｃ1 ｜又はＣ0 ）の符号が
正であれば赤系の色で表示し、負ならば、青系の色で表
示する。
【００４４】この処理の作用を考える際には、血流方向
が順逆（正負）入り乱れている場合を考える必要があ
る。マルチプレクサ５８，５９が第１の動作モードのと
きに、フレーム間スムージング部４７で単にパワー値
（｜Ｃ1 ｜又はＣ0 ）をフレーム間スムージングした結
果には、順方向の血流のパワー値と逆方向の血流のパワ
ー値とがそれらの区別なく混合されている。したがっ
て、この結果に符号を付ける場合、いずれの方向成分が
支配的であるかに応じる必要がある。この支配的な方向
成分は、フレーム間スムージング部５３で符号付きでパ
ワー値（｜Ｃ1 ｜又はＣ0 ）をフレーム間スムージング
した結果の符号で与えられる。したがって、血流方向を
区別してパワー値を表示することが可能になる。
が順逆（正負）入り乱れている場合を考える必要があ
る。マルチプレクサ５８，５９が第１の動作モードのと
きに、フレーム間スムージング部４７で単にパワー値
（｜Ｃ1 ｜又はＣ0 ）をフレーム間スムージングした結
果には、順方向の血流のパワー値と逆方向の血流のパワ
ー値とがそれらの区別なく混合されている。したがっ
て、この結果に符号を付ける場合、いずれの方向成分が
支配的であるかに応じる必要がある。この支配的な方向
成分は、フレーム間スムージング部５３で符号付きでパ
ワー値（｜Ｃ1 ｜又はＣ0 ）をフレーム間スムージング
した結果の符号で与えられる。したがって、血流方向を
区別してパワー値を表示することが可能になる。
【００４５】マルチプレクサ５８，５９が第２の動作モ
ードで動作するとき、Log 変換部４９からのパワー値出
力に基づいて、選択されたいずれか一方向の血流のみ選
択的に表示することができる。この方法には、次のよう
な有利性もある。一般的に血流は一定方向の流れを持
ち、これにより符号は比較的固定的であるが、ノイズの
符号はランダムである。したがって、ノイズのパワー値
は血流のパワー値に比べて、小さくなる傾向にあり、ノ
イズ分離が達成される。 （第３実施例）図７は第３実施例によるスムージング部
の構成図であり、図２と同じ部分には同符号を付して説
明は省略する。第１実施例では、振幅計算部４６でＣ1
の振幅計算を行った後に、フレーム間スムージング部４
７でフレーム間スムージング処理を行っていた。これに
対し、本実施例では、フレーム間スムージング部４７
ａ，４７ｂでフレーム間スムージング処理を行った後
に、振幅計算部４６でＣ1 の振幅計算を行う。つまりフ
レーム間スムージング処理を１サンプルずらしの自己相
関値Ｃ1 の絶対値｜Ｃ1 ｜に対してでなく、１サンプル
ずらしの自己相関値Ｃ1 に対して実施する。これに応じ
てスムージング部の構成は、振幅計算部４６の前段にフ
レーム間スムージング部４７ａ，４７ｂが配置される。
振幅計算部４６で求められた振幅、つまりＣ1 をフレー
ム間スムージング処理に供した後の絶対値｜Ｃ1 ｜は、
分散計算部５６に送られる。
ードで動作するとき、Log 変換部４９からのパワー値出
力に基づいて、選択されたいずれか一方向の血流のみ選
択的に表示することができる。この方法には、次のよう
な有利性もある。一般的に血流は一定方向の流れを持
ち、これにより符号は比較的固定的であるが、ノイズの
符号はランダムである。したがって、ノイズのパワー値
は血流のパワー値に比べて、小さくなる傾向にあり、ノ
イズ分離が達成される。 （第３実施例）図７は第３実施例によるスムージング部
の構成図であり、図２と同じ部分には同符号を付して説
明は省略する。第１実施例では、振幅計算部４６でＣ1
の振幅計算を行った後に、フレーム間スムージング部４
７でフレーム間スムージング処理を行っていた。これに
対し、本実施例では、フレーム間スムージング部４７
ａ，４７ｂでフレーム間スムージング処理を行った後
に、振幅計算部４６でＣ1 の振幅計算を行う。つまりフ
レーム間スムージング処理を１サンプルずらしの自己相
関値Ｃ1 の絶対値｜Ｃ1 ｜に対してでなく、１サンプル
ずらしの自己相関値Ｃ1 に対して実施する。これに応じ
てスムージング部の構成は、振幅計算部４６の前段にフ
レーム間スムージング部４７ａ，４７ｂが配置される。
振幅計算部４６で求められた振幅、つまりＣ1 をフレー
ム間スムージング処理に供した後の絶対値｜Ｃ1 ｜は、
分散計算部５６に送られる。
【００４６】また、本実施例では、ずらし幅ゼロの自己
相関値Ｃ0 に対する距離方向スムージング部５０、方位
方向スムージング部５１、フレーム間スムージング部５
５が設けられる。これらスムージング部５０，５１，５
５でスムージングされたＣ0は、分散計算部５６に送ら
れる。
相関値Ｃ0 に対する距離方向スムージング部５０、方位
方向スムージング部５１、フレーム間スムージング部５
５が設けられる。これらスムージング部５０，５１，５
５でスムージングされたＣ0は、分散計算部５６に送ら
れる。
【００４７】分散計算部５６は、（５）式にしたがっ
て、｜Ｃ1 ｜とＣ0 とから分散を求める。このような構
成によれば、血流が拍動流なのか又は定常流なのかを識
別可能となる。拍動流の場合、流速がフレーム間で大き
く変動するため、Ｃ1 をフレーム間スムージング処理に
供すると、その振幅は小さくなり、絶対値｜Ｃ1 ｜は定
常流の場合より小さくなる。一方、Ｃ0 は、速度の変化
には影響されないので、拍動流、定常流に関わらず、変
化しない。したがって、動脈等の拍動流であれば、その
分散値が高くなり、静脈等の定常流であれば、その分散
値が低くなる。したがって、拍動流と定常流の識別が可
能となる。本発明は上述した実施例に限定されず、種々
変形して実施可能である。
て、｜Ｃ1 ｜とＣ0 とから分散を求める。このような構
成によれば、血流が拍動流なのか又は定常流なのかを識
別可能となる。拍動流の場合、流速がフレーム間で大き
く変動するため、Ｃ1 をフレーム間スムージング処理に
供すると、その振幅は小さくなり、絶対値｜Ｃ1 ｜は定
常流の場合より小さくなる。一方、Ｃ0 は、速度の変化
には影響されないので、拍動流、定常流に関わらず、変
化しない。したがって、動脈等の拍動流であれば、その
分散値が高くなり、静脈等の定常流であれば、その分散
値が低くなる。したがって、拍動流と定常流の識別が可
能となる。本発明は上述した実施例に限定されず、種々
変形して実施可能である。
【００４８】
【発明の効果】請求項１に係る発明によれば、ドプラ信
号とこのドプラ信号から１サンプルずれたドプラ信号と
の相関関係から、１サンプルずらしの自己相関値が求め
られ、この１サンプルずらしの自己相関値の絶対値が表
示される。血流はその流れの方向が安定的であるので、
その１サンプルずらしの自己相関値の絶対値は比較的大
きい。一方、ノイズはその方向がランダムであるので、
その１サンプルずらしの自己相関値の絶対値は比較的小
さくなる。したがって、１サンプルずらしの自己相関値
を例えばパワードプラ法を適用すれば、ノイズ分離能の
向上が期待できる。
号とこのドプラ信号から１サンプルずれたドプラ信号と
の相関関係から、１サンプルずらしの自己相関値が求め
られ、この１サンプルずらしの自己相関値の絶対値が表
示される。血流はその流れの方向が安定的であるので、
その１サンプルずらしの自己相関値の絶対値は比較的大
きい。一方、ノイズはその方向がランダムであるので、
その１サンプルずらしの自己相関値の絶対値は比較的小
さくなる。したがって、１サンプルずらしの自己相関値
を例えばパワードプラ法を適用すれば、ノイズ分離能の
向上が期待できる。
【００４９】請求項６に係る発明によれば、ずらし幅ゼ
ロの自己相関値と絶対値とのいずれかと、分散値とを表
示するので、ドプラ信号の強さと乱流度の両方を観察で
きる。
ロの自己相関値と絶対値とのいずれかと、分散値とを表
示するので、ドプラ信号の強さと乱流度の両方を観察で
きる。
【００５０】請求項９に係る発明によれば、順逆方向の
血流のうち、支配的な方向成分が符号付きパワー値をス
ムージングした結果の符号で与えられるので、血流方向
を区別してパワー値を表示することができる。
血流のうち、支配的な方向成分が符号付きパワー値をス
ムージングした結果の符号で与えられるので、血流方向
を区別してパワー値を表示することができる。
【００５１】請求項１１に係る発明によれば、フレーム
間でスムージングしたずらし幅ゼロの自己相関値と、フ
レーム間でスムージングした１サンプルずれた自己相関
値より得られた絶対値とから、分散を求めるので、血流
が拍動流であるのか、定常流であるのかを判別できる。
間でスムージングしたずらし幅ゼロの自己相関値と、フ
レーム間でスムージングした１サンプルずれた自己相関
値より得られた絶対値とから、分散を求めるので、血流
が拍動流であるのか、定常流であるのかを判別できる。
【図１】第１実施例に係る超音波ドプラ診断装置の構成
図。
図。
【図２】図１のスムージング部のブロック図。
【図３】自己相関値Ｃ1 の計算手順の前半の説明図。
【図４】自己相関値Ｃ1 の計算手順の後半の説明図。
【図５】自己相関値Ｃ1 によるノイズ弁別能の説明図。
【図６】第２実施例のスムージング部のブロック図。
【図７】第３実施例のスムージング部のブロック図。
【図８】従来の超音波ドプラ診断装置の構成図。
【符号の説明】 １１…超音波プローブ、 １２…送受信
系、１３…プリアンプ、 １４…パ
ルサ、１５…発振器、 １６…
ディレーライン、１７…加算器、
１８…検波器、２４ａ，２４ｂ…ミキサ、
２５…移相器、２６ａ，２６ｂ…ローパスフィル
タ、 ２７…ＣＦＭ処理系、２８ａ，２８ｂ…Ａ／Ｄ
変換手段、 ２９ａ，２９ｂ…ＭＴＩフィルタ、３
０…自己相関器、 ３１…平均速度
演算部、３２…分散計算部、 ３３
…パワー計算部、３４，３５…走査変換手段、
３６…カラー情報変換手段、３７…マルチプレク
サ、 ３８…Ｄ／Ａ変換手段、３９…表
示手段、 ４０…スムージング
部。
系、１３…プリアンプ、 １４…パ
ルサ、１５…発振器、 １６…
ディレーライン、１７…加算器、
１８…検波器、２４ａ，２４ｂ…ミキサ、
２５…移相器、２６ａ，２６ｂ…ローパスフィル
タ、 ２７…ＣＦＭ処理系、２８ａ，２８ｂ…Ａ／Ｄ
変換手段、 ２９ａ，２９ｂ…ＭＴＩフィルタ、３
０…自己相関器、 ３１…平均速度
演算部、３２…分散計算部、 ３３
…パワー計算部、３４，３５…走査変換手段、
３６…カラー情報変換手段、３７…マルチプレク
サ、 ３８…Ｄ／Ａ変換手段、３９…表
示手段、 ４０…スムージング
部。
Claims (12)
- 【請求項１】 被検体に超音波を送波すると共に、前記
被検体からのエコー信号を受波する送受波手段と、 前記送受波手段を駆動する駆動手段と、 前記エコー信号を位相検波してドプラ信号を得る位相検
波手段と、 前記ドプラ信号と、このドプラ信号から１サンプルずれ
たドプラ信号との相関関係に基づいて、１サンプルずら
しの自己相関値を求める相関手段と、 前記１サンプルずらしの自己相関値の絶対値を求める演
算手段と、 前記自己相関値の絶対値を表示する表示手段とを備える
ことを特徴とする超音波ドプラ診断装置。 - 【請求項２】 前記表示手段は、前記絶対値の大きさに
基づいて輝度又は表示色を割り当てて表示するものであ
ることを特徴とする請求項１記載の超音波ドプラ診断装
置。 - 【請求項３】 前記自己相関値と前記絶対値のうち少な
くとも一方を、空間サンプル間とフレーム間のうち少な
くとも一方についてスムージングするスムージング手段
をさらに備えることを特徴とする請求項１又は請求項２
記載の超音波ドプラ診断装置。 - 【請求項４】 前記相関手段は、前記自己相関値と共
に、ずらし幅ゼロのドプラ信号の自己相関値を求めるこ
とを特徴とする請求項１乃至請求項３のいずれか一項記
載の超音波ドプラ診断装置。 - 【請求項５】 前記スムージング手段は前記自己相関
値、前記絶対値及び前記ずらし幅ゼロの自己相関値のい
ずれかを、空間サンプル間とフレーム間のうち少なくと
も一方についてスムージングすることを特徴とする請求
項３記載の超音波ドプラ診断装置。 - 【請求項６】 被検体に超音波を送波すると共に、前記
被検体からのエコー信号を受波する送受波手段と、 前記送受波手段を駆動する駆動手段と、 前記エコー信号を位相検波してドプラ信号を得る位相検
波手段と、 前記ドプラ信号とこのドプラ信号から１サンプルずれた
ドプラ信号とを用いて、ずらし幅ゼロのドプラ信号の自
己相関値と、１サンプルずらしの自己相関値とを求める
相関手段と、 前記１サンプルずらしの自己相関値の絶対値を求める演
算手段と、 前記ずらし幅ゼロの自己相関値と前記絶対値とに基づい
て分散値を求める計算手段と、 前記ずらし幅ゼロの自己相関値と前記絶対値とのいずれ
かと、前記分散値とを表示する表示手段とを備えること
を特徴とする超音波ドプラ診断装置。 - 【請求項７】 前記スムージング手段によりスムージン
グされた前記絶対値と前記ずらし幅ゼロの自己相関値と
に基づいて分散値を計算する計算手段をさらに備えるこ
とを特徴とする請求項５記載の超音波ドプラ診断装置。 - 【請求項８】 前記表示手段は前記スムージング手段に
よりスムージングされた前記絶対値と前記ずらし幅ゼロ
の自己相関値とのいずれかと、前記分散値とに、輝度及
び表示色を割り当てることにより、スムージングされた
前記絶対値と前記ずらし幅ゼロの自己相関値とのいずれ
かと前記分散値とを同時に表示することを特徴とする請
求項７記載の超音波ドプラ診断装置。 - 【請求項９】 前記スムージング手段は前記絶対値及び
前記ずらし幅ゼロの自己相関値に平均速度の符号を付し
てスムージングすることを特徴とする請求項３、請求項
５、請求項７、請求項８のいずれか一項記載の超音波ド
プラ診断装置。 - 【請求項１０】 前記表示手段は前記平均速度の符号を
付してスムージングされた前記絶対値及び前記ずらし幅
ゼロの自己相関値の符号と、符号なしでスムージングさ
れた前記絶対値又は前記ずらし幅ゼロの自己相関値とか
ら表示色を変えることを特徴とする請求項９記載の超音
波ドプラ診断装置。 - 【請求項１１】 被検体に超音波を送波すると共に、前
記被検体からのエコー信号を受波する送受波手段と、 前記送受波手段を駆動する駆動手段と、 前記エコー信号を位相検波してドプラ信号を得ると、 前記ドプラ信号とこのドプラ信号から１サンプルずれた
ドプラ信号とを用いて、ずらし幅ゼロの自己相関値と、
１サンプルずらしの自己相関値とを求める相関手段と、 前記ずらし幅ゼロの自己相関値と前記１サンプルずらし
の自己相関値各々をフレーム間でスムージングするスム
ージング手段と、 前記スムージング手段によりスムージングされた前記１
サンプルずらしの自己相関値の絶対値を求める演算手段
と、 前記ずらし幅ゼロの自己相関値と前記絶対値とから分散
値を求める計算手段と、 前記分散値のみ、又は前記分散値と共に前記ずらし幅ゼ
ロの自己相関値と前記絶対値のいずれかを表示する表示
手段とを備えることを特徴とする超音波ドプラ診断装
置。 - 【請求項１２】 前記位相検波手段は前記エコー信号を
位相検波してドプラ信号を得ると共に、得られたドプラ
信号のクラッタ成分を除去することを特徴とする請求項
１、請求項６、請求項１１のいずれか一項記載の超音波
ドプラ診断装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP9543895A JP3697289B2 (ja) | 1995-04-20 | 1995-04-20 | 超音波ドプラ診断装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP9543895A JP3697289B2 (ja) | 1995-04-20 | 1995-04-20 | 超音波ドプラ診断装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH08280689A true JPH08280689A (ja) | 1996-10-29 |
| JP3697289B2 JP3697289B2 (ja) | 2005-09-21 |
Family
ID=14137712
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP9543895A Expired - Fee Related JP3697289B2 (ja) | 1995-04-20 | 1995-04-20 | 超音波ドプラ診断装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP3697289B2 (ja) |
Cited By (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH11309146A (ja) * | 1998-03-26 | 1999-11-09 | General Electric Co <Ge> | 超音波散乱体の流れをイメ―ジングするシステムおよび方法 |
| JP2000139909A (ja) * | 1998-11-12 | 2000-05-23 | Toshiba Corp | 超音波診断装置 |
| JP2009142690A (ja) * | 2009-03-30 | 2009-07-02 | Toshiba Corp | 超音波診断装置 |
| US7803114B2 (en) | 2003-05-29 | 2010-09-28 | Olympus Corporation | Ultrasonic diagnostic apparatus and data processing method therefor |
| JP2018050926A (ja) * | 2016-09-28 | 2018-04-05 | コニカミノルタ株式会社 | 超音波診断装置 |
-
1995
- 1995-04-20 JP JP9543895A patent/JP3697289B2/ja not_active Expired - Fee Related
Cited By (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH11309146A (ja) * | 1998-03-26 | 1999-11-09 | General Electric Co <Ge> | 超音波散乱体の流れをイメ―ジングするシステムおよび方法 |
| JP2000139909A (ja) * | 1998-11-12 | 2000-05-23 | Toshiba Corp | 超音波診断装置 |
| US7803114B2 (en) | 2003-05-29 | 2010-09-28 | Olympus Corporation | Ultrasonic diagnostic apparatus and data processing method therefor |
| JP2009142690A (ja) * | 2009-03-30 | 2009-07-02 | Toshiba Corp | 超音波診断装置 |
| JP2018050926A (ja) * | 2016-09-28 | 2018-04-05 | コニカミノルタ株式会社 | 超音波診断装置 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP3697289B2 (ja) | 2005-09-21 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| JP4722283B2 (ja) | 連続データ獲得を用いた超音波フロー・イメージングにおける運動の可視化のための方法および装置 | |
| US4800891A (en) | Doppler velocity processing method and apparatus | |
| US5971927A (en) | Ultrasonic diagnostic apparatus for obtaining blood data | |
| JP4627366B2 (ja) | パケット・データ獲得を用いた超音波フロー撮像における運動の可視化のための方法および装置 | |
| JPH11342130A (ja) | 超音波高調波ドップラ―画像処理装置 | |
| JPH0347A (ja) | 超音波診断装置 | |
| JP3697289B2 (ja) | 超音波ドプラ診断装置 | |
| JP2007507271A (ja) | 超音波イメージングにおけるスモールアンサンブル長によるクラッタフィルタリング | |
| US6425868B1 (en) | Ultrasonic imaging system | |
| JP3281435B2 (ja) | 超音波ドプラ診断装置 | |
| JP2823252B2 (ja) | 超音波診断装置 | |
| JP3486243B2 (ja) | 超音波診断装置 | |
| JP3352211B2 (ja) | 超音波ドプラ診断装置 | |
| JP3847907B2 (ja) | 超音波ドプラ診断装置 | |
| JP2563656B2 (ja) | 超音波ドプラ映像装置 | |
| JPWO2004105614A1 (ja) | 超音波診断装置および超音波診断装置のデータ処理方法 | |
| JPH0549639A (ja) | 超音波カラードツプラー診断装置 | |
| JP2788926B2 (ja) | ドプラ法による速度評価方法と装置 | |
| JPH04250148A (ja) | 超音波診断装置 | |
| JP3391578B2 (ja) | 相関装置および流れ情報表示装置 | |
| JP3332090B2 (ja) | 超音波診断装置 | |
| JPH06205774A (ja) | 超音波ドプラ診断装置 | |
| JP3353512B2 (ja) | 超音波診断装置 | |
| JPH02215446A (ja) | 超音波血流イメージング装置 | |
| JPH0712358B2 (ja) | 超音波診断装置 |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| A131 | Notification of reasons for refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20050412 |
|
| A521 | Written amendment |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20050613 |
|
| TRDD | Decision of grant or rejection written | ||
| A01 | Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01 Effective date: 20050628 |
|
| A61 | First payment of annual fees (during grant procedure) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61 Effective date: 20050704 |
|
| LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |