JP2002224114A - 超音波診断装置及び超音波診断方法 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【課題】血流の拍動性を表す情報を簡便に且つ精度良く
描出でき、操作者に血管の種別を確実に判別させる。 【解決手段】超音波診断装置において、スキャン手段
（１〜３、７、４Ａ）は、スキャン断面に沿った第１の
方向に超音波パルスを複数回送信させながら第１の受信
信号を得る操作を当該第１の方向を移動させて繰り返す
第１のスキャンと、第１の方向とは異なる第２の方向に
超音波パルスを複数回送信させながら第２の受信信号を
得る操作を当該第２の方向を移動させて繰り返す第２の
スキャンとを実質的に並行して行う。抽出手段（４Ｂ）
は、第１及び第２の受信信号の夫々から血流のドプラ信
号をサンプル点毎に抽出する。処理手段（４Ｃ〜４Ｆ）
は第１及び第２のスキャンに応じた血流ドプラ信号に基
づき血流の加速度の２次元分布像データを得る。表示手
段（６）は加速度の２次元分布像データを表示する。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、被検体内の血流や
動きのある組織などの動き要素の動態を表示する超音波
診断装置及び超音波診断方法に係り、特に、血流の拍動
性や組織の運動変化を確実に捕捉し精度よく表示するこ
とができるようにした超音波診断装置及び超音波診断方
法に関する。

【０００２】

【従来の技術】医療現場で使用されている近年の超音波
診断装置は、診断の目的に応じた多くの撮像モードを有
している。この撮像モードには、例えば、断層像を表示
するＢモード、血流像を表示するＣＦＭ（Ｃｏｌｏｒ
Ｆｌｏｗ Ｍａｐｐｉｎｇ）モード、組織の運動速度像
を表示するＴＤＩ（Ｔｉｓｓｕｅ Ｄｏｐｐｌｅｒ Ｉ
ｍａｇｉｎｇ）モードなどがある。

【０００３】これらの撮像モードのうち、ＣＦＭモード
は、２次元マッピングの血流情報をリアルタイムに表示
するものであり、通常、超音波プローブに近づく流れを
赤で、プローブから遠ざかる流れを青で表示させてい
る。

【０００４】このＣＦＭモードの表示を行うには、従来
広く知られているように、被検体内の同一場所（走査線
方向）を複数回（Ｎ回）、超音波で走査をして得られ
た、各深さ位置毎に収集される時系列のエコー信号から
各深さ位置における血球の速度がドプラ法に基き検出さ
れる。すなわち、ドプラ信号は、同一場所を所定時間間
隔で走査して得られる血球からの反射信号（血流信号）
の単位時間内の位相シフト量（ドプラシフト量）から求
められ、この位相シフト量が血流速度に換算される。

【０００５】各回の超音波走査に伴うエコー信号には、
血球のように移動している物体からの反射波と、血管壁
や臓器実質のように殆ど移動していない固定物体からの
反射波が混在している。しかも特徴的なことは、その反
射強度の点においては後者が支配的であるとともに、前
者にはドプラシフトが生じているのに対し、後者にはド
プラシフトが殆ど生じていない点にある（固定反射体か
らの反射波はクラッタ信号と呼ばれる）。そこで、エコ
ー信号から直交位相検波（ミキサとローパスフィルタ
（ＬＰＦ）を備えて成る）によりドプラ信号が抽出され
る。このドプラ信号はＭＴＩフィルタに送られて、ドプ
ラ信号のクラッタ成分がＭＴＩフィルタによりドプラシ
フト量の差を利用して除去される。このようにして、各
深さ位置毎に、Ｎ個のドプラデータから成る血流ドプラ
信号が効率よく抽出される。

【０００６】この血流ドプラ信号は周波数解析に付され
て、そのスペクトルの平均周波数（ドプラ周波数）が求
められるとともに、分散値、あるいは血球からの反射強
度（パワー）が算出される。ドプラ周波数ｆ_ｄは、

【数１】 の式に基きドプラ速度Ｖ_ｄに換算することができる。こ
こで、ｃは音速、ｆ_Ｍはミキサの基準信号周波数、θは
超音波ビームと血流との成す角度（ドプラ角度と呼ばれ
る）である。

【０００７】通常、超音波でスキャンされる被検体断面
（スキャン断面）が成す空間においてサンプリングされ
るサンプル位置毎にドプラ角度は異なる。しかし、サン
プル位置毎にドプラ角度を求めて上記（１）式によりド
プラ速度Ｖ_ｄを演算することは、演算能力からして実際
上、困難である。このため、従来では、ドプラ角度の補
正を伴わない、簡略化された演算式

【数２】 Ｖ_ｄ＝ｆ_ｄ・ｃ／（２ｆ_Ｍ） ……（２） に基づきドプラ速度Ｖ_ｄが演算されている。

【０００８】この（２）式に基づいてドプラ速度Ｖ_ｄを
演算することは、実際に流れている血流の速度が同じで
あっても、ドプラ角度が大きい位置ほど、遅い速度にな
ることを意味している。この現象は角度依存性と呼ばれ
ている。

【０００９】この（２）式に基づいて得られたスキャン
断面における各サンプル位置の血流情報、即ちドプラ速
度Ｖ_ｄは、通常、Ｂモード像に重畳された２次元分布の
ＣＦＭ像としてモニタ上に表示される。

【００１０】一方、ＴＤＩモードは、心筋などの組織の
動きを２次元的にリアルタイムに表示するものである。
このＴＤＩモードの場合も、通常、超音波プローブに近
づく組織の動きを赤で、プローブから遠ざかる組織の動
きを青で表示させている。

【００１１】このＴＤＩモードの表示を行うには、上述
のＣＦＭモードのときと同様に、スキャン断面の同一の
走査線方向を所定の時間間隔で複数回、超音波走査して
組織からの反射信号（組織エコー信号）が収集される。
この反射信号の単位時間内の位相シフト量（ドプラシフ
ト量）から直接、組織ドプラ信号が求められる。この組
織ドプラ信号は、前述と同様に、ドプラ角度補正を伴わ
ない前記（２）式を用いて組織運動速度Ｖ_ｄに変換され
る。このようにして得たスキャン断面上の各サンプル位
置の組織運動速度Ｖ_ｄは、通常、Ｂモード像に重畳され
て２次元分布のＴＤＩ像としてモニタ上に表示される。

【００１２】ところで、前述したＣＦＭモードは、血流
の動態を血流ドプラ信号に基づく運動速度から把握する
表示法である。これに対し、血流の動態を加速度情報か
ら観察できるようにした試みも提案されている。一例と
して、特公平２７６８９５９号（特願昭６３−３１６１
１７号）に記載されている如く、フレームメモリに書き
込まれた連続する２フレーム分の血流速度と、これらの
血流速度が検出されたフレーム間の時間間隔とに基づい
て血流の運動加速度が演算され、この運動加速度が２次
元表示される。

【００１３】

【発明が解決しようとする課題】近年、診断法の進歩に
伴い、血管を動脈、門脈、静脈というように簡便に且つ
精度よく見分けることができる表示法が求められてい
る。超音波を用いて血管の種別を上記のように見分ける
には、血流の拍動性の大小に着目するのが一つの方法で
ある。

【００１４】従来のＣＦＭモードの速度表示で拍動性を
観察するには、速度値を示す色の時間的な変化を注視す
るのが一つの方法である。具体的には、速度値を示す色
が時間的に変化していれば拍動性を呈しており、変化し
ていなければ非拍動性の状態であるというように、原理
的には、判別できる筈である。

【００１５】しかし、実際には、速度表示像を注視して
いても、判別の難しい場合が多く、実用的ではない。例
えば、動脈の拍動を示す血流速度は、心臓の収縮に対応
した２００〜３００ｍｓの間に、急速な立上り及び立下
りを行い、その後は漸減する。このため、この急速な立
上り及び立下りを確実に捉えて精度良く表示したいとこ
ろであるが、速度表示の場合には、そのような運動の変
化を必ずしも確実に捕捉できず、変化情報の取りこぼし
が生じていた。従って、もっと簡便に、血管の種別に応
じた拍動性を識別できる表示法が要請されていた。

【００１６】しかも、前述したように、ＣＭＦモードの
場合、角度依存性の問題も放置されている。

【００１７】また、前述した従来法の一つである加速度
分布像を表示させる方法の場合、２フレーム分の血流速
度、即ちフレーム間で演算しているので、粗い時間間隔
の演算になっている。このため、上述した心臓の収縮期
のように短い時間帯に激しく動く血流については時間分
解能が不足するなど、必ずしも満足できる性能が得られ
ない可能性が高い。

【００１８】一方、ＴＤＩモードの場合、例えば、心筋
の運動の状態を観察でき、心疾患の診断能の向上に向け
た研究がなされている。現在は、組織運動の速度だけで
あるが、他にも組織運動に有用なパラメータを表示する
モードを精度良く提供することにより研究の更なる進展
が期待されている。しかしながら、このＴＤＩモードの
場合も、ドプラ法で求める組織の運動速度表示であるの
で、特に、心筋の拍動に伴う運動動態を表示する場合な
どにおいて、運動変化を捕捉する能力が不足していた。
同時に、前述した角度依存性の問題も残されている。

【００１９】本発明は、上述した従来技術の問題に着目
してなされたもので、血流の拍動性を表す情報を簡便に
且つ精度良く描出でき、これにより、操作者に血管の種
別を確実に判別させることが可能な超音波診断装置を提
供する、ことを１つの目的とする。

【００２０】また、本発明は、組織の運動状態を新たな
パラメータに拠る２次元分布像により精度良く且つその
運動状態を的確に反映させて描出することができる超音
波診断装置を提供することを、その別の目的とする。

【００２１】

【課題を解決するための手段】上記目的を達成するた
め、本発明に係る超音波診断装置は種々の形態を採るこ
とができる。

【００２２】この基本構成を説明する。この基本構成の
１つによれば、本発明に係る超音波診断装置は、請求項
１に記載する如く、被検体に超音波パルスを送信して当
該被検体の所望断面をスキャンする装置であり、前記断
面に沿った第１の方向に前記超音波パルスを複数回送信
させながら当該送信毎に第１の受信信号を得る走査を当
該第１の方向を移動させて繰り返す第１のスキャンと、
前記第１の方向とは異なる前記断面に沿った第２の方向
に前記超音波パルスを複数回送信させながら当該送信毎
に第２の受信信号を得る走査を当該第２の方向を移動さ
せて繰り返す第２のスキャンとを実質的に並行して行う
スキャン手段と、前記第１及び第２の受信信号の夫々か
ら前記断面における動き要素の動きの状態を表す第１及
び第２の動き要素信号を当該断面のサンプル点毎に抽出
する抽出手段と、前記第１及び第２の動き要素信号に基
づき前記動き要素の動きの状態を表す加速度の２次元分
布像データを得る処理手段と、前記加速度の２次元分布
像データを表示する表示手段とを備えたことを特徴とす
る。

【００２３】また別の基本構成によれば、本発明に係る
超音波診断装置は、請求項２に記載する如く、被検体に
超音波パルスを送信して当該被検体の所望断面をスキャ
ンする装置であり、前記断面に沿った第１の方向に前記
超音波パルスを複数回送信させながら当該送信毎に第１
の受信信号を得る走査を当該第１の方向を移動させて繰
り返す第１のスキャンと、前記第１の方向とは異なる前
記断面に沿った第２の方向に前記超音波パルスを複数回
送信させながら当該送信毎に第２の受信信号を得る走査
を当該第２の方向を移動させて繰り返す第２のスキャン
とを実質的に並行して行うスキャン手段と、前記第１及
び第２の受信信号の夫々から前記断面における動き要素
の動きの状態を表す加速度の２次元分布像データを得る
処理手段と、前記加速度の２次元分布像データを表示す
る表示手段とを備えたことを特徴とする。

【００２４】さらに、別の基本構成によれば、請求項１
又は２に記載の超音波診断装置において、請求項３に記
載する如く、好適には、前記スキャン手段は、前記超音
波パルスに拠る前記断面上の各走査線に対して、前記第
１及び第２のスキャンの内、一方のスキャンを一定時間
差で他方のスキャンに追随させるスキャン制御手段を備
える。

【００２５】さらに、別の基本構成によれば、本発明に
係る超音波診断装置は、請求項２０に記載する如く、被
検体に超音波パルスを送信して当該被検体の所望断面を
スキャンし、その送信に対する受信信号を得るスキャン
手段と、前記受信信号から前記断面に存在する動き要素
の動きの速度を演算する速度演算手段と、前記速度を用
いて前記動き要素の動きの加速度を演算する加速度演算
手段とを備えた超音波診断装置であって、前記速度演算
手段は、前記速度の折返り現象の影響を除去する折返り
除去手段を有することを特徴とする。

【００２６】さらに、別の基本構成によれば、本発明に
係る超音波診断装置は、請求項２１に記載する如く、被
検体に超音波パルスを送信して当該被検体の所望断面を
スキャンする装置であり、前記断面に沿った第１の方向
に超音波パルスを複数回送信させながら当該送信毎に第
１の受信信号を得る走査を当該第１の方向を移動させて
繰り返す第１のスキャンと、前記第１の方向とは異なる
前記断面に沿った第２の方向に前記超音波パルスを複数
回送信させながら当該送信毎に第２の受信信号を得る走
査を当該第２の方向を移動させて繰り返す第２のスキャ
ンとを実質的に並行して行うスキャン手段を備え、前記
第１のスキャンに拠る前記第１の方向への前記超音波パ
ルスの送信と前記第２のスキャンに拠る前記第２の方向
への前記超音波パルスの送信との時間差を、前記超音波
パルスに拠る１本の走査線のスキャンに要する時間か
ら、１フレーム分の複数の走査線よりも１本少ない複数
の走査線のスキャンに要する時間までの間の所望時間差
に設定したことを特徴とする。

【００２７】さらに、本発明では、請求項２２に記載す
る如く、被検体内の画像化したい断面に沿った第１の方
向に超音波パルスを複数回送信させながら当該送信毎に
第１の受信信号を得る走査を当該第１の方向を移動させ
て繰り返す第１のスキャンと、前記第１の方向とは異な
る前記断面に沿った第２の方向に前記超音波パルスを複
数回送信させながら当該送信毎に第２の受信信号を得る
走査を当該第２の方向を移動させて繰り返す第２のスキ
ャンとを実質的に並行して行い、前記第１及び第２の受
信信号の夫々から前記断面における動き要素の動きの状
態を表す第１及び第２の動き要素信号を当該断面のサン
プル点毎に抽出し、前記第１及び第２の動き要素信号に
基づき前記動き要素の動きの状態を表す加速度の２次元
分布像データを求め、この加速度の２次元分布像データ
を表示する、ことを特徴とする超音波診断方法が提供さ
れる。

【００２８】さらに、本発明では、請求項２３に示す如
く、被検体内の画像化したい断面に沿った第１の方向に
超音波パルスを複数回送信させながら当該送信毎に第１
の受信信号を得る走査を当該第１の方向を移動させて繰
り返す第１のスキャンと、前記第１の方向とは異なる前
記断面に沿った第２の方向に前記超音波パルスを複数回
送信させながら当該送信毎に第２の受信信号を得る走査
を当該第２の方向を移動させて繰り返す第２のスキャン
とを実質的に並行して行い、前記第１及び第２の受信信
号の夫々から前記断面における動き要素の動きの状態を
表す加速度の２次元分布像データを求め、この加速度の
２次元分布像データを表示する、ことを特徴とする。

【００２９】請求項１に記載の発明、請求項１の構成に
基礎を置く発明、並びに請求項２１及び２２にそれぞれ
記載の発明により、被検体内の例えば血流などの動きの
ある流体の２次元分布の加速度像がＣＦＭモード下で表
示される。以下に代表的な作用効果を述べる。

【００３０】このＣＦＭモードの場合、被検体内の第１
の方向に超音波パルスを複数回送受信しながら画像化し
たい断面がスキャン（第１のスキャン）されると共に、
この第１のスキャンと並行して前記第１の方向と異なる
第２の方向に超音波パルスを複数回送受信しながら、一
定時間差で第１のスキャンを追跡するスキャン（第２の
スキャン）が行われる。この第１及び第２のスキャンで
得られた受信信号から組織信号が除去され、血流信号が
得られる。第１及び第２のスキャン各々に拠る血流信号
から血流速度が得られ、これらの血流速度と両スキャン
の時間差とから血流の加速度情報が画素毎に演算され
る。この加速度情報は、２次元画像として表示される。

【００３１】このように血流の加速度を直接、２次元的
にリアルタイムに表示できるので、従来のＣＦＭの血流
速度画像に比べ、拍動性を簡便に分かりやすく表示する
ことができる。このため、動脈、門脈、静脈等の視認性
及び識別性が格段に向上し、診断能の向上に寄与大とな
る。

【００３２】また、加速度を求める時間差が一定してお
り、ＣＦＭモードのＲＯＩ幅など装置条件の設定状態に
依存せずに、常に一定時間幅における加速度が得られ
る。さらに、その時間差は、１走査線をスキャンする時
間（例えば４ｍｓ程度）から、１フレームをスキャンす
る時間（例えば２００ｍｓ程度）よりも１走査線分のそ
れを差し引いた時間までの間で、１走査線毎の任意値で
設定可能である。これにより、動脈の速い立上り立下り
の加速度を確実に捉え、しかも精度よい値が得られる時
間差に設定できる。このため、常に一定時間幅という安
定した条件で、しかも動脈の速い加速度をも確実に精度
良く捉えることができ、高精度の加速度が得られるの
で、動脈、門脈、静脈等の視認性及び識別性が向上す
る。

【００３３】また、加速度の変化が速く、そのままリア
ルタイム表示する場合には見辛いと感じることも有り得
る。そのようなときには、加速度の変化を緩和して表示
させることもでき、これにより、視認性を高められる。

【００３４】さらに、第１のスキャンと第２のスキャン
に拠る送受信は並列に同時に行ってもよく、これによ
り、リアルタイム性が向上する。

【００３５】さらに、第１のスキャン及び第２のスキャ
ンが夫々複数の走査線を並行して走査するようにしても
よく、これにより、低流速時の加速度検出能が向上す
る。

【００３６】さらにまた、第１及び第２のスキャンで得
られた受信信号から高調波信号を抽出すれば、血流加速
度のハーモニック画像を得ることができ、アーチファク
トの少ない画像が得られ、診断能への向上大となる。

【００３７】また、スキャン断面のＢモード断層像を得
て、このＢモード断層像に血流の２次元分布加速度像と
を重ね合わせて表示することも好適である。これによ
り、血管の位置を容易に同定できるようになり、視認性
が更に向上した加速度像が得られ、診断能率を向上させ
る。

【００３８】一方、請求項２に記載の発明、請求項２の
構成に基礎を置く発明、並びに請求項１９及び２１にそ
れぞれ記載の発明により、被検体内の例えば心筋などの
動きのある組織の２次元分布加速度像がＴＤＩモード下
で表示される。以下に代表的な作用効果を述べる。

【００３９】このＴＤＩモードの場合、被検体内の第１
の方向に超音波パルスを複数回送受信しながら画像化し
たい断面がスキャン（第１のスキャン）されると共に、
この第１のスキャンと並行して、第１の方向と異なる第
２の方向に超音波パルスを複数回送受信しながら、一定
時間差で第１のスキャンを追跡するスキャン（第２のス
キャン）が行なわれる。この第１及び第２のスキャン各
々の受信信号（組織信号）から得たれる組織運動速度と
両スキャンの時間差とから加速度が画素毎に得られ、組
織の２次元分布加速度像として表示される。

【００４０】従来、ＴＤＩモードは速度表示であるが、
加速度表示をリアルタイムな２次元画像として新たに提
供することができる。このため、今後の心疾患の研究な
どに威力を発揮するものと考えられる。加速度を求める
ための時間差は一定しており、しかも４〜２０ｍｓ程度
の幅で時間差を設定できる。ゆえに、装置条件の設定状
態に依存しない安定した条件で、しかも心拍動の動きを
取りこぼさずに精度良く捉えることができ、視認性及び
検出能良く加速度を表示させることができる。

【００４１】また、第１及び第２のスキャンで得られた
受信信号から高調波信号を抽出すれば、組織運動加速度
のハーモニック画像を得ることができる。このハーモニ
ック画像は、基本波成分を用いた画像よりも、アーチフ
ァクトが少なく、描出能に優れている。

【００４２】本発明では、前述したＣＦＭモードで述べ
たその他の作用効果は、ＴＤＩモードにおいても同様に
享受することができる。

【００４３】さらに、請求項２０に記載の発明によれ
ば、加速度を演算するときに求める速度の折返り現象の
影響が確実に除去されるため、最終的に演算する加速度
データの精度が著しく向上する。これにより、安定で信
頼性のある加速度データを提供することができる。

【００４４】なお、本発明は、超音波造影剤を投与した
被検体に対して実施する超音波診断装置及び超音波診断
方法であってもよい。

【００４５】

【発明の実施の形態】以下、本発明の実施の形態を、図
面を参照して説明する。

【００４６】（第１の実施形態）図１〜６を参照して、
本発明の第１の実施形態に係る超音波診断装置を説明す
る。

【００４７】図１に、この超音波診断装置の概略構成を
示す。この超音波診断装置は、被検体の血流情報を２次
元的に表示するＣＦＭ機能を有する。

【００４８】図１に示すように、この超音波診断装置
は、被検体の体表に当接させる超音波プローブ（以下、
プローブという）１を備える一方で、このプローブ１に
電気的に接続された送信部２及び受信部３と、この受信
部３に電気的に接続されたＣＦＭ処理部４及びＢモード
処理部５と、この両処理部４、５に電気的に接続された
表示部６と、送信部２、受信部３、及びＣＦＭ処理部４
に電気的に接続され且つ制御信号を出力するスキャン制
御部７とを備える。

【００４９】プローブ１は、超音波信号と電気信号の間
で双方向に信号を変換する機能を有する。このプローブ
１は、一例として、その先端にリニアに配置されたアレ
イ型圧電振動子を備える。アレイ型圧電振動子は複数の
圧電素子を並列に配置した構造を有し、その配置方向を
走査方向としたもので、複数の圧電素子それぞれが送受
信の各チャンネルを成す。

【００５０】送信部２は、送信パルスを発生する送信パ
ルス発生器２Ａと、その送信パルスを受ける送信ビーム
フォーマ２Ｂとを備える。送信ビームフォーマ２Ｂは、
送信パルスを、スキャン制御部７から指示されたスキャ
ン法に従って遅延制御すると共に駆動パルス信号に変換
し、これをプローブ１に出力する。上記スキャン法は本
発明を適用して実施される。プローブ１では、複数の送
信チャンネルのうちの各チャンネル毎に振動子が励振さ
れる。これにより、本発明に基づくスキャン法に従っ
て、プローブ１から被検体内に超音波パルスが送信され
る。

【００５１】受信部３は、プローブ１に接続されたプリ
アンプ３Ａと、このプリアンプ３Ａに接続された受信ビ
ームフォーマ３Ｂとを備える。プリアンプ３Ａは、図示
しないが、プローブ１の受信チャンネルの振動子それぞ
れに接続されたプリアンプ回路と、このプリアンプ回路
それぞれの出力側に受信チャンネル毎に備えたＡ／Ｄ変
換器とを備える。これにより、プローブ１の受信チャン
ネルの振動子から出力された電気量のエコー信号は、前
置増幅され、次いでデジタル量に変換される。

【００５２】受信ビームフォーマ３Ｂは、図示しない
が、複数の受信チャンネルのうちの各チャンネル毎に設
けられた受信遅延回路と、この受信遅延回路夫々の出力
側に接続される加算回路とを備える。これにより、プリ
アンプ３Ａから出力される受信チャンネル毎のエコー信
号は、受信ビームフォーマ３Ｂにより受信遅延及び加算
の処理に付されてビームフォーミングされる。この受信
遅延処理は、スキャン制御部７から送られてくる制御信
号に応答して行われるもので、本発明のスキャン法に従
っている。これにより、送信時と同一方向に向いたビー
ム状のエコー信号が演算上で形成される。このエコー信
号は、ＣＦＭモード処理部４及びＢモード処理部に送ら
れる。

【００５３】ＣＦＭモード処理部４は、図１に示す如
く、その入力側から、直交位相検波器４Ａ、動き要素信
号抽出器４Ｂ、電子式のスイッチ４Ｃ、本発明に従う２
通りの第１のスキャン及び第２のスキャンそれぞれに専
用化して設けた第１及び第２の速度演算器４Ｄ及び４
Ｅ、並びに加速度演算器４Ｆをこの順に備えている。

【００５４】このため、ＣＦＭモード処理部４におい
て、エコー信号は最初に直交位相検波器４Ａにより直交
位相検波に付される。この直交位相検波の結果、エコー
信号からＩ（Ｉｎ−ｐｈａｓｅ）信号及びＱ（Ｑｕａｄ
ｒａｔｕｒｅ−ｐｈａｓｅ）信号から成るドプラ信号が
生成される。このＩ、Ｑ信号を用いることに拠り、動き
要素の運動の方向（血流などの動き要素がプローブに近
づいているか、プローブから遠ざかっているか）を分離
することができる。

【００５５】このＩ，Ｑ信号（以下、総括的には「受信
信号」と呼ぶ）は、図示していないが、その信号別に、
動き要素信号抽出器４Ｂに送られる。この動き要素信号
抽出器４Ｂは、Ｉ，Ｑ信号の別に装備された２つのＭＴ
Ｉ（Ｍｏｖｉｎｇ Ｔａｒｇｅｔ Ｉｎｄｉｃａｔｉｏ
ｎ）フィルタを有する。これらのＭＴＩフィルタは、ド
プラシフト量の差を利用して、Ｉ信号及びＱ信号のそれ
ぞれから殆ど静止している組織から生じたエコー成分
（クラッタ成分）を除去する。この結果、殆どが血流ド
プラ信号のみから成るＩ信号及びＱ信号がそれぞれ得ら
れる。

【００５６】この動き要素信号抽出器４Ｂの出力側に
は、１入力２出力の電子式切替スイッチ４Ｃが設けられ
ている。この切替スイッチ４Ｃは、後述するスキャン制
御部７から送られてくる制御信号に応答して、その出力
端を第１又は第２の出力端Ｔ１又はＴ２に切り替える。
このため、切替スイッチ４Ｃの経路は、制御信号が第１
のスキャン：ＳＮ１を示しているときには第１の出力端
Ｔ１に切り替えられ、一方、第２のスキャン：ＳＮ２を
示しているときには第２の出力端Ｔ２に切り替えられ
る。

【００５７】具体的には、スキャン制御部から切替スイ
ッチ４Ｃに送られてくる制御信号は、後述するように、
本発明に基づくスキャンを実施するためのスキャンシー
ケンスである。この一例を図２〜４に示す。

【００５８】このため、切替スイッチ４Ｃは、スキャン
シーケンスが指しているその時点のスキャンが第１のス
キャンＳＮ１の場合には、上述の如く、その出力経路を
第１の出力端Ｔ１に切り替える。これにより、第１のス
キャンＳＮ１によって得られた血流ドプラ信号（デジタ
ル量）が第１の速度演算器４Ｄに送られる。一方、切替
スイッチ４Ｃは、スキャンシーケンスが指しているその
時点のスキャンが第２のスキャンＳＮ２の場合には、上
述の如く、その出力経路を第２の出力端Ｔ２に切り替え
る。これにより、第２のスキャンＳＮ２によって得られ
た血流ドプラ信号が第２の速度演算器４Ｅに送られる。
図２〜４に示すスキャンシーケンスの場合、第１及び第
２のスキャン：ＳＮ１及びＳＮ２の間で走査線毎に交互
に交替されるスキャン順が設定される。この結果、第１
のスキャン：ＳＮ１及び第２のスキャン：ＳＮ２で得ら
れた血流ドプラ信号は、スキャン制御部７の指示に従っ
て、走査線毎に且つ交互に、第１及び第２の速度演算器
４Ｄ及び４Ｅに夫々送られることになる。

【００５９】第１及び第２の速度演算器４Ｄ及び４Ｅの
それぞれは、一例として、入力するドプラ信号に自己相
関法の処理を行う自己相関器を備えるとともに、この自
己相関器の演算結果からスキャン断面の各サンプル点の
平均ドプラ周波数（平均速度）を演算する平均速度演算
器、分散値を演算する分散演算器、及び信号強度（パワ
ー）を演算するパワー演算器を備えている。このため、
第１の速度演算器４Ｄでは、第１のスキャンに係るスキ
ャン断面の各サンプル位置におけるドプラ周波数ｆ_ｄ１
が自己相関法により求められ、このドプラ周波数ｆ_ｄ１
から前述した式（２）に基づいてドプラ速度Ｖ_ｄ１（血
流速度）が求められる。同様に、第２の速度演算器４Ｅ
においても、第２のスキャンに対して、スキャン断面の
各サンプル位置毎に、ドプラ周波数ｆ_ｄ２が求められ、
このドプラ周波数ｆ_ｄ２からドプラ速度Ｖ_ｄ２が求めら
れる。

【００６０】この第１及び第２の速度演算器４Ｄ及び４
Ｅで演算されたドプラ速度Ｖ_ｄ１，Ｖ_ｄ２は、スキャン
断面の各サンプル点毎に、加速度演算器４Ｆに夫々送ら
れる。また、この加速度演算器４Ｆには後述するスキャ
ン制御部７から第１及び第２のスキャンの時間差Ｔ
_ｄｉｆが与えられるように構成されている。このため、
加速度演算器４Ｆは、後述する（５）式に基づき、各サ
ンプル位置における血流の加速度の大きさを演算する。
このように演算された血流加速度Ａ_ｃｃの大きさのスキ
ャン断面上の分布データは表示部６に送られる。

【００６１】一方、前述したＢモード処理部５はエコー
信号からスキャン断面のＢモード断層像の画像データを
生成し、この画像データを表示部６に送るように構成さ
れている。

【００６２】表示部６は、図示していないが、ＣＦＭモ
ード処理部４及びＢモード処理部５から送られてきた血
流加速度の大きさの２次元分布データ及びＢモード断層
像データを受信するＤＳＣ（デジタルスキャンコンバー
タ）を備え、この出力側に、カラー処理器、Ｄ／Ａ変換
器、及びカラーモニタを備える。このため、ＤＳＣは、
一例として、Ｂモード断層像データに血流加速度の２次
元分布データ（ＣＦＭモード像データ）を重畳するとと
もに、加速度の大きさを示すカラーバーなどの指標を併
記した標準テレビ走査方式の画像データを所定の表示レ
ートで作成する。この画像データのうち、血流加速度を
呈する画素は、カラー処理器により、加速度の大きさ及
び方向に応じた色相及び輝度のカラー処理が施される。
このように処理された画像データはアナログ信号に変換
された後、モニタにＣＦＭモードに拠る血流加速度像と
して表示される。

【００６３】一方、スキャン制御部７は、図１に示す如
く、時間差データ設定器７Ａ、第１及び第２のスキャン
に対応して設けた第１及び第２のスキャンシーケンサ７
Ｂ及び７Ｃ、並びに統合スキャンシーケンサ７Ｄを機能
的に備える。

【００６４】このスキャン制御部７では、時間差データ
設定器７Ａにより、本発明の特徴である２つのスキャン
（第１のスキャンと第２のスキャン）の時間差Ｔ_ｄｉｆ
が設定され、この設定値Ｔ_ｄｉｆが第１及び第２のスキ
ャンシーケンサ７Ｂ及び７Ｃ、並びに、ＣＦＭモード処
理部４の加速度演算器４Ｄに送られる。第１及び第２の
スキャンシーケンサ７Ｂ及び７Ｃは、夫々、与えられた
時間差Ｔ_ｄｉｆをもってスキャンシーケンスを発生さ
せ、これを統合スキャンシーケンサ７Ｄに送る。統合ス
キャンシーケンサ７Ｄは、送られてきた２つのスキャン
シーケンスを統合して１つの時系列に並んだスキャンシ
ーケンスを発生させ、これを送信ビームフォーマ２Ｂ、
受信ビームフォーマ３Ｂ、及びＣＦＭ処理部４の切替ス
イッチ４Ｃに送る。

【００６５】上述した構成及び処理において、プローブ
１、送信部２、受信部３、スキャン制御部７、及び直交
位相検波器４Ａが本発明のスキャン手段を成し、動き要
素信号抽出器４Ｂが本発明の抽出手段を成し、第１及び
第２の速度演算器４Ｄ，４Ｅ及び加速度演算器４Ｆが本
発明の処理手段を成し、さらに表示部６が本発明の表示
手段を成す。

【００６６】次に、本発明の１つの特徴である、加速度
を演算するために行う２つのスキャンの順番を制御する
スキャンシーケンスを、図２〜４を用いて具体的に説明
する。図２〜４は、本発明に係る最も基本的なスキャン
シーケンスを示す。

【００６７】図２は、第１及び第２のスキャンの走査線
毎の走査順を示すスキャンチャートで、横軸に走査線の
並びを示し、縦軸に時間ｔを示している。同図におい
て、黒丸●は第１のスキャンにおけるＣＦＭモードスキ
ャン、黒星印★は第１のスキャンにおけるＢモードスキ
ャン、白丸○は第２のスキャンにおけるＣＦＭモードス
キャン、及び、白星印☆は第２のスキャンにおけるＢモ
ードスキャンを示している。また、同図において、

【外１】 の記号を用いているが、この中で、は第１のスキャン
を、は第２のスキャンを、沿え字_ｉ、_ｋは走査線番号
を、ｊ、ｌはＣＦＭモードスキャンにおけるデータパケ
ット内の番号を示す。ＣＦＭは同一の走査線方向に超音
波信号を複数回、送信するので、この複数回分のデータ
を一まとめにしてデータパケットと呼ぶ。また、

【外２】 の記号において、ＢはＢモードスキャンを示す。

【００６８】また、送信周期（ＰＲＴ：Ｐｕｌｓｅ Ｒ
ｅｐｅｔｉｔｉｏｎ Ｒａｔｅ）はＴｒで示される。以
下では、一例として、Ｔｒ＝０．２５ｍｓ（即ち、パル
ス送信周波数ＰＲＦ＝４ｋＨｚ）とする。

【００６９】本発明に係る加速度演算の特徴は、２つの
スキャン（第１、第２のスキャン）を並行して行うこと
であり、図では記号とがこの２つのスキャンを表し
ている。加えて、第１のスキャンは第２のスキャンを一
定時間差で常に追いかけるように実行される。すなわ
ち、図２では、第２のスキャンが、走査線５，６，７，
８，９，１０，…とスキャンされるのに対し、第１のス
キャンは走査線１，２，３，４，５，６，…とスキャン
される。しかも、図３のタイミングチャートでも分かる
ように、両スキャンは走査線毎に交互に行われる。

【００７０】図２に示すスキャンシーケンスの場合、第
１及び第２のスキャンで使用される２本の走査線の間に
は、常に、走査線４本分の空間（走査線間隔Ｎ_ｒａｓ）
が空けられている。この様子を、図４に模式的に示す
（時間ｔ＝ｔａ〜ｔｂの時間帯における第１及び第２の
スキャン：ＳＮ１，ＳＮ２を参照）。一例として、ＣＦ
Ｍモードスキャンのデータパケット数は１６であり、１
走査線における送信回数はＣＦＭモードとＢモードと合
わせて１７回である。従って、第１のスキャンにより走
査線１がスキャンされているときには、第２のスキャン
により走査線５がスキャンされている。このため、第１
のスキャンが走査線５に達するのは、

【数３】 時間後である。この時間差Ｔ_ｄｉｆは、１走査線間隔の
単位で設定可能であり、一例としては、上述した例の如
く、８．５ｍｓの単位で設定することができる。

【００７１】続いて、本実施形態に係る超音波診断装置
の全体的な動作を説明する。

【００７２】この超音波診断装置では、スキャンシーケ
ンスを指令する情報は、図１に示すように、スキャン制
御部７で生成される。即ち、図示しない操作パネルから
ＣＦＭモードの走査条件が入力されると、図示しないコ
ンソール内のＣＰＵを介して送信周期Ｔｒ及びＣＦＭモ
ードのデータパケット数が設定され、これにより第１及
び第２のスキャンの夫々が１走査線をスキャンするに必
要な走査時間Ｔ_ｒａｓが求まる。

【００７３】ここで挙げている例の場合、走査時間Ｔ
_ｒａｓ＝８．５ｍｓである。また、操作者は時間差設定
器７Ａに設けたスイッチ７ＳＷにより所望の時間差を設
定可能になっている。このため、時間差設定器７Ａは、
走査時間Ｔ_ｒａｓの整数倍の値から所望の時間差に最も
近い値を選び、両スキャンの走査線間隔Ｎ_ｒａｓ（上記
例ではＮ_ｒａｓ＝４）を決定する。これにより、時間差
設定器７Ａは、最終的な時間差Ｔ_ｄｉｆを下記式から求
める。即ち、

【数４】 Ｔ_ｄｉｆ＝Ｔ_ｒａｓ×Ｎ_ｒａｓ ……（４） この走査線間隔Ｎ_ｒａｓ及び時間差Ｔ_ｄｉｆの値は、時
間差データ設定器７Ａから第１のスキャンシーケンサ７
Ｂ、第２のスキャンシーケンサ７Ｃ、加速度演算器４Ｄ
に送られる。これらの値Ｎ_ｒａｓ及びＴ_ｄｉｆは、一度
設定されると、次に変更されるまで一定に保持される。

【００７４】第１のスキャンシーケンサ７Ｂ及び第２の
スキャンシーケンサ７Ｃは、Ｎ_{ｒａ ｓ}及び図示しない操
作パネルから図示しないＣＰＵを介し設定されたＣＦＭ
モードの走査条件を基に第１のスキャンのシーケンスと
第２のスキャンのシーケンスを生成し、統合スキャンシ
ーケンサ７Ｄに送る。統合スキャンシーケンサ７Ｄで
は、両スキャンシーケンスが統合されて図３に示す如
く、時系列的に並んだ一連のスキャンシーケンスが生成
される。この統合されたスキャンシーケンスに対応した
制御信号が、送信ビームフォーマ２Ｂ、受信ビームフォ
ーマ３Ｂ、及びＣＦＭ処理部４に送られる。

【００７５】この送付に応答して、送信ビームフォーマ
２Ｂでは、制御信号に基づき遅延制御が行われる。この
結果、送信パルス発生器２Ａにより送信間隔Ｔｒで発生
される送信パルス毎に、送信ビーム方向が決定される。
一方、受信ビームフォーマ３Ｂでは、制御信号に基づき
遅延制御が行われ、送信間隔Ｔｒ毎に、送信ビーム方向
と同じ方向に指向性を持たせた受信ビームが演算上で形
成され、被検体からの反射信号（エコー信号）が受信さ
れる。このようにして、第１のスキャンと第２のスキャ
ンとが殆ど同時に（実質的に並行して）実行され、ＣＦ
Ｍモード及びＢモードのスキャンが行われる。

【００７６】このように収集されたエコー信号は、ＣＦ
Ｍモード処理部４及びＢモード処理部５に送られる。Ｃ
ＦＭモード処理部４に送られたエコー信号は、ＣＦＭモ
ードにおける信号処理及び加速度の２次元分布像データ
の生成に付され、一方、Ｂモード処理部５に送られたエ
コー信号は、Ｂモード断層像データの生成に付される。

【００７７】具体的には、ＣＦＭモード処理部４では、
エコー信号は直交位相検波に付されて、血流の方向分離
が可能なＩ，Ｑ信号、即ち受信信号が作られる。この受
信信号は動き要素信号抽出器４Ａに送られる。動き要素
信号抽出器４Ｂには、スキャン断面を成す空間上のサン
プル点毎に、受信信号を用いた時系列のパケットデータ
が蓄積される。この一連のパケットデータにより、その
各サンプル点におけるドプラ信号が形成される受信信号
には、血球のように移動している物体からの反射波と、
血管壁や臓器実質のように殆ど移動していない固定物体
からの反射波が混在している。しかも、その反射強度の
点においては後者が支配的であり、一方、ドプラシフト
に関しては、前者にはドプラシフトが生じているのに対
し、後者の固定反射体からの反射波（クラッタ信号）に
はドプラシフトが殆ど生じていない。

【００７８】そこで、動き要素信号抽出器４Ａでは、ド
プラ信号に対して、ドプラシフト量の差を利用してクラ
ッタ成分が除去される。これにより、血流ドプラ信号が
効率よく抽出される。この抽出は、第１及び第２のスキ
ャンのスキャン対象である異なる２本の走査線それぞれ
に対して交互に行われる。つまり、動き要素信号抽出器
４Ａからは第１及び第２のスキャンに拠る血流ドプラ信
号が送信周期ＰＲＴ毎に交互に出力される。

【００７９】この血流ドプラ信号は、前述の如く切替制
御される切替えスイッチ４Ｃを介して、第１又は第２の
速度演算器４Ｄ又は４Ｅに選択的に送られる。つまり、
第１のスキャンで得られた第１の方向の血流ドプラ信号
は第１の速度演算器４Ｄに送られ、一方、第２のスキャ
ンで得られた第２の方向の血流ドプラ信号は第２の速度
演算器４Ｅに送られる。

【００８０】各速度演算器４Ｄ又は４Ｅでは、自己相関
法などの手法に基づいてドプラ周波数が求められ、次い
で、前述した式（２）に基づいてドプラ速度が求められ
る。即ち、第１の速度演算器４Ｄでは第１のスキャンに
拠るドプラ速度Ｖ_ｄ１が得られ、第２の速度演算器４Ｅ
では第２のスキャンに拠るドプラ速度Ｖ_ｄ２が得られ
る。この内、第２のスキャンで収集されたドプラ速度Ｖ
_ｄ２は、走査線番号に関して第１のスキャンよりも先行
しているので、第２の速度演算器４Ｅに内蔵のメモリに
一時保存される。

【００８１】この一時保存された第２のスキャンに拠る
ドプラ速度Ｖ_ｄ２のデータは、スキャン断面における同
サンプル位置のドプラ速度Ｖ_ｄ１のデータが出力される
時点で、その出力に同期して第２の速度演算器４Ｅから
読み出される。この結果、両速度演算器４Ｄ及び４Ｅか
ら同一走査線上の同一深さの点、すなわち同一サンプル
点のドプラ速度データが、同期して加速度演算器４Ｆに
送られる。

【００８２】一方、この加速度演算器４Ｆには、時間差
データ設定器７Ａから一定時間差データＴ_ｄｉｆが送ら
れている。そこで、加速度演算器４Ｆにより、スキャン
断面のサンプル点毎に、加速度Ａｃｃの大きさが

【数５】 の演算により求められる。この加速度演算は、スキャン
断面を形成するサンプル点全部に対して順次行われ、そ
の演算結果が内蔵メモリに一時保存される。

【００８３】このようにして求められた血流の運動加速
度Ａｃｃの大きさを表すデータは、表示部６に送られ
る。一方、Ｂモード処理部５のＢモード断層像のデータ
も表示部６に送られている。そこで、表示部６では、加
速度Ａｃｃの２次元分布データ及び断層像データに所定
の画像処理、標準テレビ走査へのスキャン変換処理、及
び表示のための処理が適宜な順番に施される。この結
果、表示部６のモニタには、例えば図５に示す如く、Ｂ
モード断層像上に血流の加速度の２次元分布データが重
畳されて表示される。

【００８４】図５の表示例を説明する。図５のモニタ像
は、Ｂモード断層像に重畳した表示された動脈ＡＲと静
脈ＶＥの２次元加速度の大きさの画像を示している。モ
ニタ像上で、断層像の左側には、加速度の大きさを示す
カラーバーＣＢが同時に表示されている。カラーバーＣ
Ｂは、一例として、加速度の絶対値が小さければ赤色
で、大きくなるほど黄色で示されている。なお、後述す
るように、加速度の方向を加味した表示を行う場合に
は、カラーバーＣＢは、その方向に応じて異なる色相
（例えば赤系統及び青系統）で表される。

【００８５】また、図６（ａ），（ｂ）のグラフは、静
脈ＶＥ及び動脈ＡＲ夫々のあるサンプル点における速度
の時間変化及び加速度の時間変化を示す。同図（ａ）が
静脈ＶＥに対するそれらの変化を示し、同図（ｂ）が動
脈ＡＲに対するそれらの変化を示す。

【００８６】動脈ＡＲは通常、１心拍に１秒程度を費や
す大きな拍動性を有する。このため、加速度の大きさは
図６（ｂ）に示す如く大きく変化する。従って、図５に
おける加速度像の内、動脈ＡＲ部分の画像は１心周期毎
に色相を赤色から黄色に大きく変化させる。

【００８７】一方、静脈ＶＥは殆ど拍動性を呈しないの
で、各サンプル点における加速度の絶対値は図６（ａ）
に示す如く小さい。このため、図５における加速度像の
内、静脈ＶＥの部分の画像は、１心周期全体にわたり殆
ど赤い色相で表示される。

【００８８】このように、血流の加速度を捉えて２次元
画像として表示することにより、血流の拍動性の状態を
確実に描出することができる。このため、血管の種別に
拠り変わる、拍動性が大きいか否かの特徴を、従来用い
ていた血流速度表示の画像よりも格段に顕著に提示する
ことができる。これにより、操作者は画面を目視観察す
るだけで、血管の拍動性の程度を判断できる。従って、
観察対象の血管が動脈、静脈、又は門脈であるかを容易
に且つ迅速に識別することができる。この識別時の視認
性向上により、診断に有用な血流の動態情報を提供で
き、診断能の向上に寄与することができる。

【００８９】また、この超音波診断装置によれば、上述
した血管種別の容易な識別に加えて、血流の運動情報を
精度良く検出でき、その情報の取りこぼしが極めて少な
いという特徴が得られる。これは、前述した、フレーム
間で加速度を演算する特許第２７６８９５９号記載の手
法を遥かに凌駕する特徴である。

【００９０】これを詳述する。前述した如く、動脈の典
型的な拍動は心臓の収縮期に観察され、約２００〜３０
０ｍｓの間に速度が急峻に立上って立下り、その後は緩
やかに立下がる（図６（ｂ）の上段参照）。従って、こ
の急峻な立上り立下りを取りこぼし無く捉える必要があ
る。本実施形態では、第１及び第２の２つのスキャンを
ほぼ並行して行い、両スキャンの時間差Ｔ_ｄｉｆを、１
走査線をスキャンするのに要する時間Ｔ_ｒａｓの正の整
数倍に相当する時間Ｎ_ｒａｓであって、１フレーム未満
（１フレームの走査線数−１走査線）の走査に要する時
間に設定可能である。つまり、この時間差Ｔ_ｄｉｆを、
１走査線をスキャンするのに要する時間Ｔ_ｒａｓから、
１フレームの複数の走査線数よりも１走査線だけ少ない
複数の走査線をスキャンするのに要する時間までの内、
何れかの時間に選択的に設定できる。

【００９１】前述した例では、１走査線をスキャンする
のに要する時間Ｔ_ｒａｓ＝８．５ｍｓであり、１フレー
ムのスキャンに要する時間は通常２００ｍｓ程度であ
る。このため、時間差Ｔ_ｄｉｆを、８．５ｍｓ〜「２０
０−８．５」ｍｓまでの間で調整できる。このため、時
間差Ｔ_ｄｉｆを適宜な値に設定することにより、収縮期
における血流運動の立上り立下りの情報を殆ど取りこぼ
し無く、確実に捉えることができる。

【００９２】これに対して、特許第２７６８９５９号記
載の手法による加速度演算の時間は、上述の例で言え
ば、２００ｍｓである。このため、前述したように、収
縮期における加速度画像の演算フレーム数が少なくな
り、運動の取りこぼしが目立つことになる。

【００９３】さらに、この超音波診断装置によれば、耐
ノイズ性の向上を図ることもできるという特徴がある。
式（５）から分かるように、時間差Ｔ_ｄｉｆが大きいほ
ど、加速度の値はノイズの影響を受けにくくなり、演算
値が安定する。従って、走査線間隔Ｎ_ｒａｓの値を調整
することで、時間差Ｔ_ｄｉｆは依然として小さい値に保
持して動脈の急峻な拍動を確実に捉えつつ、耐ノイズ性
を向上させた安定した加速度値を得ることができる。こ
れは、診断能向上にも大きく寄与する。

【００９４】さらに、この超音波診断装置は、他の条件
が変わっても、加速度演算のための時間差Ｔ_ｄｉｆを一
定に保持できるという特徴も有している。具体的には、
式（３）から分かるように、時間差Ｔ_ｄｉｆは送信周期
ＰＲＴやＣＦＭモードのデータパケット数によって変化
する。すなわち、装置の設定条件によって変化するが、
走査線間隔Ｎ_ｒａｓを調整することにより、時間差Ｔ
_ｄｉｆをほぼ一定に保つことができる。これにより、装
置の撮像条件の設定に影響されずに安定した条件で加速
度、すなわち拍動性を検出することができる。

【００９５】なお、上述した第１の実施形態に係る超音
波診断装置については、さらに種々の変形した構成で実
施することができる。例えば、前述した図２，３のスキ
ャンシーケンスは、最も基本的な形態を示したものであ
り、本発明のスキャン法は必ずしもこれに限定されず、
種々のスキャンシーケンスで実施できる。このスキャン
シーケンスについては、例えば、以下の第１及び第２の
変形例に示すように構成してもよい。

【００９６】（第１の変形例）第１の変形例を図７，８
に基づき説明する。この第１の変形例は、血流の低速で
ある場合の検出能の向上に関する。

【００９７】図７、８に示すスキャンシーケンスは、ス
キャン制御部７により生成される。具体的には、第１及
び第２のスキャンに拠る第１及び第２の方向それぞれに
ついて、複数（例えば４本）の走査線を交互に走査する
方式である。４の走査線を交互に走査しているので、１
つの走査線に着目すると実効的なＰＲＴは図２，３の場
合（２Ｔｒ）の４倍（８Ｔｒ）になる。このため、低流
速検出能、すなわち低加速度検出能は４倍に向上する。
しかも、第１のスキャンと第２のスキャンの間の時間差
Ｔ_ｄｉｆは図２、３と同じで、例えば３４ｍｓに調整さ
れている。

【００９８】このように交互に走査した場合でも、図
２、３と同様にして時間差Ｔ_ｄｉｆの設定が可能であ
り、走査線間隔Ｎ_ｒａｓの値を調整して、動脈の急峻な
拍動を確実に捉えかつ安定した加速度を得ることが可能
である。従って、第１及び第２のスキャン夫々に対する
交互走査方式により低流速検出能、すなわち低加速度検
出能を向上させるとともに、第１の実施形態で説明した
各種の効果を併せて得ることができる。このため、この
変形例に拠る診断は、腹部などの血管の如く、血流速度
が相対的に遅く、加速度が比較的小さい血管に対して有
用性を発揮できる。

【００９９】（第２の変形例）第２の変形例を図９，１
０に基づき説明する。この第２の変形例は、リアルタイ
ム性（即ち、フレーム数）の向上に関する。

【０１００】この第２の変形例によれば、スキャン制御
部７は、第１の変形例で説明した各スキャンに対する複
数走査線の送受に加えて、図９，１０に示す、所謂、並
列同時受信方式に基づく第１及び第２のスキャンを夫々
行い、リアルタイム性を向上させる。

【０１０１】つまり、図９に示す如く、第１のスキャン
と第２のスキャンに係る第１及び第２の方向が並列同時
に送受信される。いま、第１のスキャンとして超音波送
受される第１の方向は走査線１〜８の方向から成り、第
２のスキャンとして超音波送受される第２の方向は走査
線９〜１６の方向から成るとする。この場合、並列同時
受信は、走査線１（第１のスキャン）と走査線９（第２
のスキャン）、走査線２（第１のスキャン）と走査線１
０（第２のスキャン）、走査線３（第１のスキャン）と
走査線１１（第２のスキャン）、…の順に行われる。こ
れは、スキャン制御部７から送られてくる並列同時受信
方式のスキャンシーケンス（図１０）を受けた送信ビー
ムフォーマ２Ｂ及び受信ビームフォーマ３Ｂが送信及び
受信の遅延量を制御することにより行われる。

【０１０２】第１及び第２のスキャン夫々の交互走査は
８本で、実効的なＰＲＴは８Ｔｒであり、図７の場合と
同じである。しかし、並列同時受信を行っているので、
第１及び第２のスキャン共に、同じ時間に図７に示す走
査線の２倍の走査線をスキャンすることができ、リアル
タイム性、即ちフレーム数を２倍に上げることができ
る。これにより、診断能を更に向上させることができ
る。また、第１及び第２のスキャンの時間差Ｔ_ｄｉｆは
３４ｍｓであり、図７と全く同じである。この時間差Ｔ
_ｄｉｆは、前述と同様に、走査線間隔Ｎ_ｒａｓの値を変
えて調整することができる。

【０１０３】（第３の変形例）一方、スキャン制御部７
における条件をフレキシブルに設定するための構成例と
して、第３の変形例を挙げることができる。

【０１０４】第３の変形例に係るスキャン制御部及びこ
の制御部に対するインターフェースの構成例を図１１に
示す。同図に示す如く、スキャン時間差設定スイッチ８
Ａ、交互走査線数設定スイッチ８Ｂ、及び並列同時受信
数設定スイッチ８Ｃが、それらのパラメータの設定手段
として、操作者が操作可能な位置に在る例えば操作パネ
ル上に設けられている。

【０１０５】これに対応して、スキャン制御部７´には
前述した時間差データ設定器７Ａ，第１のスキャンシー
ケンサ７Ｂ，第２のスキャンシーケンサ７Ｃ，及び統合
スキャンシーケンサ７Ｄのほか、交互走査線数設定器７
Ｅ及び並列同時受信方向数設定器７Ｆが設けられてい
る。上述したスキャン時間差設定スイッチ８Ａ、交互走
査線数設定スイッチ８Ｂ、及び並列同時受信方向数設定
スイッチ８Ｃのスイッチ出力信号は、時間差データ設定
器７Ａ、交互走査線数設定器７Ｅ、及び並列同時受信方
向数設定器７Ｆにそれぞれ送られる。

【０１０６】これにより、操作者はこれらのスイッチ８
Ａ、８Ｂ、８Ｃを操作し、第１及び第２のスキャンの時
間差、各スキャンの交互走査線数、及び／又は各スキャ
ンの並列同時受信数を適宜に選択して設定することがで
きる。設定器７Ａ、７Ｅ、７Ｆはそれらのスイッチ信号
を受けて、スキャン時間差、交互走査線数、及び並列同
時受信数の値を設定し、これらの設定値を第１のスキャ
ンシーケンサ７Ｂ及び第２のスキャンシーケンサ７Ｃに
送る。この場合、スキャン時間差については、前述した
ように、設定スイッチ８Ａの設定値に最も近い値が設定
器７Ａで選択される。

【０１０７】第１のスキャンシーケンサ７Ｂ及び第２の
スキャンシーケンサ７Ｃの夫々により、それらの設定値
及び図示しない送信周期Ｔｒ、ＣＦＭモードのデータパ
ケット数などの設定値に基づき、第１のスキャン及び第
２のスキャンのスキャンシーケンスが生成される。な
お、並列同時受信方向数設定器７Ｆの出力は、送信部２
及び受信部３にも出力され、上述したように送信遅延及
び受信遅延が制御される。

【０１０８】従って、第１及び第２のスキャンの主要な
パラメータを装置の外部から手動で設定できるので、拍
動性の検出に最適なスキャン条件を容易に且つ簡便に設
定することができる。

【０１０９】（第４の変形例）さらに、上述した第１の
実施形態に拠れば、ドプラ角度に拠る角度依存性に対処
すべく、以下に示す第４の変形例を提示することができ
る。

【０１１０】この第４の変形例を図１２、１３を参照し
て説明する。

【０１１１】第１の実施形態によれば、血流の加速度は
式（５）に示すように血流速度から演算している。血流
速度はドブラ周波数から換算しているが、ドプラ角度θ
は人手を介さなければ得られず、各ピクセル毎に人手を
介してドプラ角度θを求めることは困難なことから、式
（１）の代わりに式（２）が用いられている。このた
め、ドブラ角度の補正が行われず、角度依存性の問題が
ある。

【０１１２】このため、図１３（ａ）に示すように、同
じ動脈ＡＲであっても、サンプル点αのように超音波ビ
ームとの成す角が平行に近い場合は、ほぼ本来の血流速
度が求まるが、別のサンプル点βの様に超音波ビームと
の成す角が直角に近くなると、本来の血流速度より小さ
い速度として検出されてしまう。従って、加速度もまた
同様に角度依存性の影響を受け、超音波ビームとの成す
角が平行に近い場合はほぼ本来の加速度が求まるが（図
１３（ｃ）参照）、サンプル点βの様に超音波ビームと
の成す角が直角に近くなると、本来の加速度より小さい
加速度として検出されてしまう（図１３（ｄ）参照）。

【０１１３】この問題を解消するため、速度を正規化す
る方法がある。即ち、図１３（ｃ）、（ｄ）に示す速度
を、１心拍の平均速度＜Ｖ_ｄ、α＞、＜Ｖ_ｄ、β＞で下
式に基づき正規化する。なお、ここでは１心拍の平均速
度を例に挙げたが、これに限定されるものではなく、例
えば１心拍の絶対値の最大速度、又は、その平均速度や
最大速度に一定値を乗じた値であってもよい。先ず、図
１３（ｃ）、（ｄ）で説明する速度は、式（２）に基づ
き計算されたものであるから、本来の速度は、これをｃ
ｏｓθ（θ：ドブラ角）で割り算に処する必要がある。

【０１１４】従って、サンプル点αにおける第１及び第
２のスキャンに対する本来の速度Ｖ _ｄ１、α′、Ｖ
_ｄ２、α′（式（５）で用いるべき速度）、及び、１心
拍の平均速度＜Ｖ_ｄ、α＞′は、

【数６】 となる。従って、

【数７】 式（５）の速度を１心拍の平均速度で正規化すれば、

【数８】 となり、角度依存性の問題が解消される。

【０１１５】同様に、サンプル点βにおいても、

【数９】 となる。図１３（ｂ）に示す如く、同一血管ＡＲでサン
プル点αとβの速度が同じ場合は、

【数１０】 であるから、

【数１１】 となり、ドブラ角度に依存せず、同じ加速度は同じ値で
示される（図１３（ｂ）、（ｅ））。

【０１１６】このドプラ角度の補正を行うＣＦＭモード
処理部の構成を図１３に示す。

【０１１７】同図に示すＣＦＭモード処理部１４は、前
述した図１に示すＣＦＭモード処理部４の構成に加え
て、心拍平均速度検出器（又は心拍最大速度検出器）１
４Ａ、係数乗算器１４Ｂ、及びドプラ角度補正器１４Ｃ
を備えている。

【０１１８】第１のスキャン速度演算器４Ｄ及び第２の
スキャン速度演算器４Ｅの出力が心拍平均速度検出器
（又は心拍最大速度検出器）１４Ａに入力されると共
に、図示しない検出時間長設定器からの検出時間長の情
報がその検出器１４Ａに入力される。検出時間長は、心
電同期法に拠り１心拍長を求めれば最もよいが、１心拍
は１秒程度であることを考慮し、簡便のため１〜２秒程
度を設定値にしてもよい。

【０１１９】心拍平均速度検出器１４Ａでは、例えば角
度依存性を持った１心拍平均速度＜Ｖ_ｄ、α＞などが演
算される。この演算値は、係数乗算器１４Ｂに入力さ
れ、その演算値に一定値が乗算される。図１３の例で
は、係数が１である。係数乗算器１４Ｂの出力がドブラ
角度補正器１４Ｃに入力される一方で、加速度演算器４
Ｆの出力である角度補正されていない加速度値がドブラ
角度補正器１４Ｃに入力される。

【０１２０】このため、ドブラ角度補正器１４Ｃは、こ
の両方の入力値を用いて、式（８）などに基づき角度補
正を行い、正規化された加速度値を出力する。

【０１２１】従って、加速度のドブラ角度依存性を解消
することができるので、同じ血管内の同じ拍動状態は同
じ色相で描出される。これにより、ドプラ角度に因り色
相が本来表示すべき状態から変化するという事態を防止
でき、加速度像の視認性も向上する。

【０１２２】（第５の変形例）さらに、加速度像の見易
さを向上させるという観点から、第５の変形例が構成さ
れる。

【０１２３】一般に、動脈の加速度の変化が２００〜３
００ｍｓの内に起こると、速すぎて見辛く感じる場合が
起こり得る。この現象に対しては、画像処理を行うこと
で加速度表示の変化の速さを抑制し、見易く（観察し易
く）することができる。

【０１２４】図１４に、この抑制処理を行う表示部１６
を示す。表示部１６は、画像処理および走査線変換（ス
キャンコンバージョン）を行うイメージプロセッサ１７
と、画像を表示するモニタ１８とから構成される。イメ
ージプロセッサ１７には、加速度変化緩和器１７Ａ、Ｃ
ＦＭ画像処理器１７Ｂ、Ｂモード画像処理器１７Ｃ、及
びＤＳＣ（デジタルスキャンコンバータ）を備える。

【０１２５】ＣＦＭモード処理部４からイメージプロセ
ッサ１７に送られた加速度データは、加速度変化緩和器
１７Ａに入力する。この加速度変化緩和器１７Ａでは、
図１５に示すように加速度緩和処理が行われる。

【０１２６】図１５（ａ）〜（ｃ）は、スキャン断面の
ある１サンプル点における動脈の加速度の変化を示す。
同図（ａ）は、ＣＦＭモード処理部４で検出された加速
度を示している。この加速度の絶対値を演算した曲線が
同図（ｂ）である。更に、加速度の変化を緩和する処理
をした曲線が同図（ｃ）である。

【０１２７】具体的な緩和処理は、加速度の急峻な立上
りに対しては追従させ、立下りに対しては或る遅めの時
定数で漸減させていくように行われる。この方法に拠れ
ば、大きい加速度値は確実に捉え拍動性を強調できる上
に、加速度の変化を緩和することができ、視認性が向上
する。時定数を調整することにより、好みの画像にする
ことができる。特に、１心拍程度の時定数にすれば、時
間的に動的に拍動する表示は殆ど無くなり、動脈のよう
に拍動の強い血管は黄色に常時表示され、静脈のように
拍動の弱い血管は赤色に常時表示され、時間的に静的に
拍動の強さを示す表示ができる。

【０１２８】なお、緩和処理の方法は上記方法に限定さ
れず、例えばスキャン断面の同一サンプル点の時間的に
前後した値に対して相関処理（ＬＰＦ処理）を行っても
よい。

【０１２９】イメージプロセッサ１７では、変化が抑制
された加速度データはＣＦＭ画像処理器１７Ｂに送ら
れ、種々の画像処理に付される。一方、Ｂモード処理部
５から出力された断層像データは、Ｂモード画像処理器
１７Ｃに送られ、種々の画像処理に付される。これらＣ
ＦＭ画像処理器１７Ｂ及びＢモード画像処理器１７Ｃの
出力はＤＳＣ１７Ｄに送られ、テレビ走査線に変換され
るとともに、加速度データが断層像データに重畳された
画像が生成される。この重畳画像は、モニタ１８に送ら
れて表示される。

【０１３０】このように加速度データの緩和処理を行う
ことで、見易い加速度分布像を提供でき、診断に有用な
機能の充実化を図ることができる。

【０１３１】（第６の変形例）ところで、受信した血流
エコーには送信超音波の基本波信号だけではなく、その
高調波信号が含まれる。血流エコーは一般に強度が弱い
ので、高調波信号は余り強くないが、超音波診断装置の
基本性能の向上、感度改善に伴い、高調波信号も検出で
きる。更に、近年、超音波造影剤の開発が活発化してお
り、一部、製品化もされている。この造影剤を用いれ
ば、血流エコー強度は組織エコーと同程度となる上、造
影剤の主成分である微小気泡が強い高調波を発生するの
で、エコー信号には十分、実用的な強度の高調波成分が
含まれる。このような状況の元で、高調波成分を用いた
血流の２次元分布の加速度像を得ることができる。この
例を第６の変形例として、図１６に基づき説明する。

【０１３２】図１６（ａ）に、直交位相検波する前の受
信したエコー信号のスペクトラムを示す。つまり、エコ
ー信号は、周波数ｆ_０を持つ基本波成分の他に、２ｆ_０
の高調波成分を主に有する。なお、この図では、信号強
度が最も強い２次高調波を示しているが、その他にも種
々の周波数成分を有する高調波が存在する。

【０１３３】この高調波を検出するには、２ｆ_０を中心
に直交位相検波を行う。即ち、同図（ｂ）に示す如く、
高調波をベースバンドに移した後、ローパスフィルタ
（ＬＰＦ）でその高調波のみを抽出する。この処理は、
受信ビームフォーマ３Ｂで行われる。この高調波信号を
用いてＣＦＭモード処理部４で加速度が第１の実施形態
のときと同様に演算される。

【０１３４】なお、この加速度演算には、前述したよう
に速度の演算が行なわれるが、この速度演算に対する式
（２）のミキサの基準信号周波数にはｆ_Ｍ＝２ｆ_０を用
いられる。これに対し、前述してきた実施形態及び変形
例における速度演算処理は、基本波を用いているので、
ミキサの基準信号周波数にｆ_Ｍ＝ｆ_０が用いられてお
り、式（２）の演算にも、この値ｆ_Ｍ＝ｆ_０が用いられ
ている。従って、本変形例のように、２次高調波を用い
て画像を生成する場合、同じ血流速度に対してドブラ周
波数が２倍になる（即ち、同じドブラ周波数に対して、
血流速度は１／２である）。

【０１３５】一方、重ね合わせて表示するＢモード断層
像に関しては、基本波又は高調波の何れを用いてもよ
く、特に限定はされない。すなわち、基本波成分を用い
てＣＦＭ画像を生成するときには、Ｂモード断層像の生
成には基本波又は高調波の何れかを選択でき、また高調
波成分を用いてＣＦＭ画像を生成するときにも、Ｂモー
ド断層像の生成には基本波又は高調波の何れかを選択で
きる。

【０１３６】このように高調波成分を用いると、基本波
成分を用いる場合に比べて、一般に、アーチファクトが
少なく、画質も向上する。従って、視認性をより向上さ
せた血流の２次元分布加速度像を提供することができ
る。

【０１３７】（第７の変形例）この変形例は、前述のよ
うにして演算した加速度の２次元分布データを表示する
ときの別の例に関する。

【０１３８】具体的には、ＣＦＭモード処理部４に、加
速度データのパワーを演算するパワー演算器を設ける。
このパワー演算器で演算したパワー値と加速度データと
に基づき２次元加速度像を表示部６で表示させる。

【０１３９】即ち、表示部６のＤＳＣに、加速度の大小
に応じて黄色又は赤色（加速度が大きくなるほど、赤色
系から黄色系の色相に変化）のカラーデータに処理する
とともに、その加速度のパワーに応じて、その色相の輝
度に明暗（パワーが大きくなるほど、輝度は大（明る
い））を施した画像データを生成させる。また、ＤＣＳ
に、この画像データと共に表示させるカラーバーＣＢの
データを生成させる。このカラーバーＣＢは、図２５に
示す如く、縦方向に沿って赤色から黄色の系統に変化し
（黄色系になるほど加速度は大）、且つ、横方向に沿っ
て輝度が暗から明に変化する（明るくなるほどパワーは
大）。

【０１４０】この結果、表示部６にカラーバーＣＢと共
に表示される２次元分布加速度像は、加速度の変化に応
じた色相の違いと、加速度のパワーに応じた輝度の明暗
とで表される。この結果、２次元分布加速度像は立体感
をもって表示され、一層見易くなるとともに、読影者に
与える血流情報もより豊富になる。

【０１４１】（第２の実施形態）本発明の第２の実施形
態に係る超音波診断装置を図１７、１８に基づき説明す
る。

【０１４２】本実施形態は、被検体内に在る組織の動き
の情報を２次元的に表示するＴＤＩ機能を有する超音波
診断装置に関する。

【０１４３】図１７に、この超音波診断装置の機能フロ
ック図を示す。同図に示す如く、図１のＣＦＭモード処
理部４に代えて、ＴＤＩモード処理部１９が設けられて
いる。ＴＤＩモード処理部１９は、ＣＦＭモード処理部
４で用いていた動き要素信号抽出器４Ａを用いない点が
異なるが、残りの構成はＣＦＭモード処理部４のそれと
同じである。即ち、ＴＤＩモード処理部１９は直交位相
検波器１９Ａ、切替スイッチ１９Ｃ、第１及び第２の速
度演算器１９Ｄ、１９Ｅ、及び加速度演算器１９Ｆを備
えている。

【０１４４】これにより、ＴＤＩモード処理部１９では
組織の動きを対象にすることができ、その動きの速度
は、第１の実施形態と同様に、組織からのエコー信号の
ドブラ信号、即ち組織ドブラ信号（Ｔｉｓｓｕｅ Ｄｏ
ｐｐｌｅｒ Ｓｉｇｎａｌ）から第１及び第２の速度演
算器１９Ｄ、１９Ｅによりそれぞれ求められる。次い
で、この両演算器１９Ｄ及び１９Ｅの演算結果を用い
て、加速度演算器１９Ｆにより、スキャン断面上におけ
る組織運動の加速度の大きさの２次元分布データが求め
られる。この加速度データは、表示部６において、Ｂモ
ード断層像に重畳され、組織の動きの２次元分布加速度
像として表示される。

【０１４５】この実施形態では、心機能を示す指標とし
て、心臓壁の加速度像が断層像に重畳されて表示され
る。この表示例を図１８に示す。同図は、心臓の短軸像
を示しており、この内の心臓壁ＷＬが心拍動に伴って収
縮・拡張を周期的に繰り返す。また、表示画面には、加
速度の大きさを示すカラーバーＣＢも同時に表示され
る。

【０１４６】この実施形態によれば、心臓を初めとし
て、組織の運動機能を示す指標の１つである加速度が２
次元的に位置同定をされた状態で、視認性良く表示され
る。このため、今後の臨床及び医学研究に対する貢献は
大であると期待される。

【０１４７】なお、前述した第１〜第６の変形例で説明
した構成及び処理は、上述した第２の実施形態で説明し
た組織運動の２次元分布加速度像の表示にも同様に適用
される。

【０１４８】従って、この第２の実施形態を実施すると
きには、第１の実施形態と同様に、図２、７、及び９に
示すスキャン法の何れかが用いられる。これにより、心
臓の急峻な拍動を確実に捉え且つ加速度の情報を安定し
て得ることができ、診断能の向上に大きく寄与すること
ができる。

【０１４９】また、装置の設定に影響されずに、安定し
た条件で加速度、即ち組織の動きを検出することがで
き、診断に大きな威力を有用性を発揮できる。

【０１５０】さらに、前述した図１１に示す如く、第１
及び第２のスキャンの主要な撮像パラメータを外部から
容易に設定できる。このため、最適な条件で組織の拍動
性を検出できる。

【０１５１】さらに、前記式（８）、（９）などを用い
て、組織の運動速度の正規化を行い、加速度のドブラ角
度依存性を解消することができる。これにより、組織の
同じ動きを同じ色で示すこともでき、視認性が向上す
る。

【０１５２】さらに、図１４に示す如く、組織運動の加
速度データの緩和処理を行い、見やすい画像を得ること
もできる。

【０１５３】また、組織からのエコーの信号強度は血流
のそれよりも強いので、その高調波信号も実用的な強度
が得られる。従って、組織エコーの高調波信号を用いて
組織の加速度画像を得ることができ、これにより、アー
チファクトの少ない鮮明な画像を得ることができる。

【０１５４】なお、本発明は上述した実施形態及びその
変形例で説明した構成に限定されることなく、特許請求
の範囲の要旨を逸脱しない範囲で、更に種々の形態に変
形又は組み合せて実施可能である。

【０１５５】例えば、これまでは運動（流れ又は動き）
の加速度の大きさのみを２次元的に表示する例を示した
が、これに加速度の向きを示す符号（方向分離の符号）
の情報を例えば異なる色相で組み合わせて表示してもよ
い。これに応じて、表示画面に表示されるカラーバーに
も、向きを示す、例えば色相情報が付される。

【０１５６】また、本発明は、被検体に超音波造影剤を
注入し、強度を増大させたエコー信号を処理して得た加
速度の２次元分布像を表示させるようにしてもよい。

【０１５７】さらに、本発明に心電同期法を併用するよ
うにしてもよい。一例として、スキャン断面上の関心部
位（この場合には、加速度像を表示させたい領域）が収
縮期において前述したスキャン法でスキャンされるよう
に、ＥＣＧ（心電）信号のＲ波から一定時間だけ遅延さ
せてスキャン開始を指令するように構成してもよい。

【０１５８】さらに、第２の実施形態において、前述し
た第１の実施形態に対する第７の変形例に係る加速度デ
ータのパワー値演算を併用してもよい。

【０１５９】（第３の実施形態）次に、本発明に係る第
３の実施形態を説明する。この実施形態は、速度を演算
するときの折返り現象に対する対策に係り、加速度像の
データは上述したラスタ間で演算してもよいし、従来の
ようにフレーム間で演算してもよい。

【０１６０】この実施形態に係るＣＦＭモード処理部２
１の構成を図１９に示し、この処理部２１に搭載する速
度差補正器２１Ａの構成を図２０に示す。速度差補正器
２１Ａは、速度差判定器２１Ａａと折返り補正器２１Ａ
ｂとを有する。なお、本発明に係る折返り除去手段は、
速度差補正器２１Ａ（又は速度差補正器２１Ａと時間差
データ設定器７Ａ）により構成される。

【０１６１】速度演算は、データパケットを用いて演算
されるが、このデータパケットは離散的にサンプリング
されたデータである。このため、サンプリング定理に基
づいて、原理的に折返り現象が発生する。すなわち、

【数１２】 で与えられる折返り周波数ｆ_Ｎに対応する速度Ｖ_Ｎで折
返りが発生し、「−Ｖ_Ｎ」となる。このため、検出可能
な速度範囲は通常、「−Ｖ_Ｎ〜Ｖ_Ｎ」である（図２１、
２２参照）。

【０１６２】例えば、折返り速度＝１０ｃｍ／ｓである
とすると、識別可能な速度は、−１０ｃｍ／ｓ〜１０ｃ
ｍ／ｓである。つまり、速度＝１１ｃｍ／ｓと速度＝−
９ｃｍ／ｓとの間の違いは識別できず、通常、速度＝−
９ｃｍ／ｓと誤認識される（図２３（ａ）参照）。

【０１６３】従って、速度の折返り現象が発生すると、
加速度の演算も誤ってしまうことになる。例えば、第１
の速度演算器４Ｄの出力Ｖ_ｄ１＝１１ｃｍ／ｓ、第２の
速度演算器４Ｅの出力Ｖ_ｄ２＝８ｃｍ／ｓ、第１及び第
２のスキャンの時間差Ｔ_{ｄｉ ｆ}＝１００ｍｓであったと
すると、加速度Ａ_ｃｃ＝（１１−８）／１００＝３０ｃ
ｍ／ｓ^２となる。しかし、速度が誤認されることに因
り、加速度Ａ_ｃｃ＝（−９−８）／１００＝−１７０ｃ
ｍ／ｓ^２と誤ってしまう。

【０１６４】かかる不都合を改善するため、速度の折返
りの制限に対応して、速度差Ｖ_{ｄｉ ｆ}を「−Ｖ_Ｎ〜
Ｖ_Ｎ」の範囲に制限する。つまり、速度差補正器２１Ａ
において、その速度差判定器２１Ａａは速度差「Ｖ_ｄ１
−Ｖ_ｄ２」を「−Ｖ_Ｎ〜Ｖ_Ｎ」の範囲について判定し、
折返り補正器２１Ａｂは、その判定結果に応じて新た
な、折返り現象の影響を除去した速度差Ｖ_ｄｉｆを演算
する。具体的には、図２４（ａ），（ｂ）に示す如く、

【数１３】 の演算を行う。

【０１６５】これにより、例えば上述した例の場合、

【数１４】 であるから、

【数１５】 Ｖ_ｄｉｆ＝（−９＋２×１０）−８＝３ｃｍ／ｓ となって、真の値が得られる（図２３（ａ）の二重丸印
の式を参照）。これにより、加速度演算器４Ｆは、

【数１６】 という加速度Ａ_ｃｃを演算でき、真の値が得られる。従
って、加速度の演算に対する速度折返りの影響が大幅に
改善される。

【０１６６】しかしながら、速度差が大幅に異なると
き、即ち、速度差Ｖ_ｄｉｆが「−Ｖ_Ｎ〜Ｖ_Ｎ」の範囲を
超えるときには、上述の手法だけでは対処できない。一
例として、上述したように、速度差Ｖ_ｄｉｆが−１０ｃ
ｍ／ｓ〜１０ｃｍ／ｓの範囲を超えるＶ_ｄ１＝３１ｃｍ
／ｓ、Ｖ_ｄ２＝８ｃｍ／ｓの場合、

【数１７】 Ａｃｃ＝（３１−８）／１００＝２３０ｃｍ／ｓ^２ であるにも拘らず、

【数１８】 と誤演算される。この条件のときに、上述した速度折返
り対策を講じても、

【数１９】 Ｖ_ｄｉｆ＝（−９＋２×１０）−８＝３ｃｍ／ｓ となって、誤った結果しか得られない（図２３（ｂ）参
照）。

【０１６７】本発明では、しかしながら、前述した実施
形態に示した如く、例えばスイッチ７ＳＷを操作するこ
とにより（時間差設定器７Ａ参照）、時間差Ｔ_ｄｉｆが
小さくなるように、例えば画像を見ながら操作者がスキ
ャン動作を手動変更することができる。これにより、速
度の立上がり・立下りの変化が速い場合、２つの速度差
を観測する時間Ｔ_ｄｉｆを小さくすることができる。こ
れにより、速度差Ｖ_{ｄ ｉｆ}を小さくして、この速度差Ｖ
_ｄｉｆを規定の範囲「−Ｖ_Ｎ〜Ｖ_Ｎ」に収めることがで
きる。

【０１６８】例えば、上述の例の場合、時間差Ｔ_ｄｉｆ
を１００／３＝３３ｍｓまで小さくすると、Ｖ_ｄ１＝１
５．７ｃｍ／ｓ，Ｖ_ｄ２＝８ｃｍ／ｓとなり、

【数２０】 と、真の値が得られる（図２３（ｃ）参照）。

【０１６９】即ち、本実施形態の速度差補正器２１Ａに
よって、加速度に対する速度折返りの影響を実用上、問
題の無い程度まで十分に除去することができる。従っ
て、加速度の検出精度を大幅に向上させ、診断能を高め
ることができる。

【０１７０】なお、上述した実施形態及びその変形例に
記載した構成は単なる例示であって、本発明は必ずしも
この例示した構成に限定されるものではなく、特許請求
の範囲の要旨を逸脱しない範囲で、上述した実施形態の
構成を更に種々の態様に変形、変更して実施することが
できる。

【０１７１】

【発明の効果】以上のように、請求項１及びこれに基礎
を置く発明並びに請求項２２に記載の発明に拠れば、血
流の加速度を捉えて２次元的に表示することにより、血
流の拍動性を表示することができる。つまり、この拍動
性の違いを反映した状態で動脈、静脈さらには門脈を捉
えることができるので、血管の種別を一目で簡便に識別
でき、視認性を向上させる。従って、診断に有用な情報
が提供され、診断能の向上に寄与する。

【０１７２】特に、急峻な拍動を確実に捉え且つ安定し
た加速度を得ることができ、診断能の向上に大きく寄与
することができる。また、装置の設定に影響されずに、
安定した条件で加速度、即ち拍動性を検出することがで
き、診断に有用な情報を提供できる。

【０１７３】一方、請求項２及びこれに基礎を置く発明
並びに請求項２３に記載の発明に拠れば、組織の動きの
加速度を捉えて２次元的に表示することにより、組織の
運動機能を示す指標の１つを視認性よく表示できる。と
くに、組織からのエコーの高調波信号を用いて組織の加
速度画像を得ることができ、これにより、アーチファク
トの少ない鮮明な画像を提供して、診断能の向上に大い
に寄与できる。

【０１７４】さらに、請求項２０に記載の発明によれ
ば、加速度を求めるときの速度の折返り現象の影響を確
実に除去することができるので、加速度演算の精度が格
段に高まり、安定で信頼性のある、動き要素の加速度デ
ータ又は加速度像を提供することができる。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の第１の実施形態に係る超音波診断装置
の概略構成を示すブロック図。

【図２】第１の実施形態における第１及び第２のスキャ
ンのスキャンシーケンスを示すスキャンチャート。

【図３】第１の実施形態における第１及び第２のスキャ
ンのスキャンシーケンスを示すタイミングチャート。

【図４】第１及び第２のスキャンによる走査線のスキャ
ン断面上の位置関係を示す説明する図。

【図５】第１の実施形態における２次元分布の血流加速
度像を示す模式図。

【図６】血流加速度像上の静脈及び動脈別のあるサンプ
ル点における速度及び加速度の変化を例示する図。

【図７】第１の変形例に係る第１及び第２のスキャンの
スキャンチャート。

【図８】第１の変形例に係る第１及び第２のスキャンの
スキャンシーケンスを示すタイミングチャート。

【図９】第２の変形例に係る第１及び第２のスキャンの
スキャンチャート。

【図１０】第２の変形例に係る第１及び第２のスキャン
のスキャンシーケンスを示すタイミングチャート。

【図１１】第３の変形例に係るスキャン条件の外部設定
を行うためのスキャン制御部及びスイッチ類の繋がりを
示すブロック図。

【図１２】第４の変形例に係るドプラ角度に因る角度依
存性を補正する機能を組み込んだＣＦＭモード処理部の
ブロック図。

【図１３】角度依存性の補正を説明するための血流加速
度像、速度、及び加速度の関係を示す図。

【図１４】第５の変形例に係る加速度の変化を抑制する
機能を備えた表示部のブロック図。

【図１５】加速度の変化の抑制を説明する図。

【図１６】第６の変形例における２次高調波成分の抽出
過程を説明する図。

【図１７】本発明の第２の実施形態に係る超音波診断装
置の概略構成を示すブロック図。

【図１８】第２の実施形態において表示される心筋の２
次元分布加速度像を模式的に例示する表示図。

【図１９】本発明の第３の実施形態に係る超音波診断装
置のＣＦＭモード処理部の機能ブロック図。

【図２０】第３の実施形態に用いる速度差補正器の機能
ブロック図。

【図２１】速度のカラーバーと速度折返りの現象との関
係を説明する図。

【図２２】速度のカラーバーを円環にして繋いだ、速度
の円環と速度折返りの現象との関係を説明する図。

【図２３】速度折返りに対する補正処理を説明するため
の速度の円環図。

【図２４】速度折返りに対する補正処理を説明するため
の速度の円環図。

【図２５】２次元加速度像を表示するときのカラーバー
の別の例を示す図。

【符号の説明】

１ プローブ ２ 送信部 ３ 受信部 ４ ＣＦＭモード処理部 ４Ａ 直交位相検波器 ４Ｂ 動き要素信号抽出器 ４Ｃ 切替スイッチ ４Ｄ、４Ｅ 第１、第２の速度演算器 ４Ｆ 加速度演算器 ５ Ｂモード処理部 ６ 表示部 ７ スキャン制御部 ７Ａ 時間差データ設定器 ７Ｂ、７Ｃ 第１、第２のシーケンサ ７Ｄ 統合シーケンサ ７Ｅ 交互走査線数設定器 ７Ｆ 並列同時受信方向数設定器 ８Ａ〜８Ｃ 設定スイッチ １４ ＣＦＭモード処理部 １４Ａ 心拍平均速度検出器（心拍最大速度検出器） １４Ｂ 係数乗算器 １４Ｃ ドプラ角度補正器 １７ イメージプロセッサ １７Ａ 加速度変化緩和器 １７Ｂ、１７Ｃ 画像処理器 １７Ｄ ＤＣＳ １８ モニタ １９ ＴＤＩモード処理部 １９Ｆ 加速度演算器 ２１ ＣＦＭモード処理部 ２１Ａ 速度差補正器 ２１Ａａ 速度差判定器 ２１Ａｂ 折返り補正器

Claims (23)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 被検体に超音波パルスを送信して当該被
   検体の所望断面をスキャンする超音波診断装置におい
   て、 前記断面に沿った第１の方向に前記超音波パルスを複数
   回送信させながら当該送信毎に第１の受信信号を得る走
   査を当該第１の方向を移動させて繰り返す第１のスキャ
   ンと、前記第１の方向とは異なる前記断面に沿った第２
   の方向に前記超音波パルスを複数回送信させながら当該
   送信毎に第２の受信信号を得る走査を当該第２の方向を
   移動させて繰り返す第２のスキャンとを実質的に並行し
   て行うスキャン手段と、 前記第１及び第２の受信信号の夫々から前記断面におけ
   る動き要素の動きの状態を表す第１及び第２の動き要素
   信号を当該断面のサンプル点毎に抽出する抽出手段と、 前記第１及び第２の動き要素信号に基づき前記動き要素
   の動きの状態を表す加速度の２次元分布像データを得る
   処理手段と、 前記加速度の２次元分布像データを表示する表示手段と
   を備えたことを特徴とする超音波診断装置。
2. 【請求項２】 被検体に超音波パルスを送信して当該被
   検体の所望断面をスキャンする超音波診断装置におい
   て、 前記断面に沿った第１の方向に前記超音波パルスを複数
   回送信させながら当該送信毎に第１の受信信号を得る走
   査を当該第１の方向を移動させて繰り返す第１のスキャ
   ンと、前記第１の方向とは異なる前記断面に沿った第２
   の方向に前記超音波パルスを複数回送信させながら当該
   送信毎に第２の受信信号を得る走査を当該第２の方向を
   移動させて繰り返す第２のスキャンとを実質的に並行し
   て行うスキャン手段と、 前記第１及び第２の受信信号の夫々から前記断面におけ
   る動き要素の動きの状態を表す加速度の２次元分布像デ
   ータを得る処理手段と、 前記加速度の２次元分布像データを表示する表示手段と
   を備えたことを特徴とする超音波診断装置。
3. 【請求項３】 請求項１又は２に記載の超音波診断装置
   において、 前記スキャン手段は、前記超音波パルスに拠る前記断面
   上の各走査線に対して、前記第１及び第２のスキャンの
   内、一方のスキャンを一定時間差で他方のスキャンに追
   随させるスキャン制御手段を備えたことを特徴とする超
   音波診断装置。
4. 【請求項４】 請求項３に記載の超音波診断装置におい
   て、 前記第１及び第２の方向の夫々は、各方向の前記複数回
   の送受信完了毎に方向変更される１つの方向から成るこ
   とを特徴とする超音波診断装置。
5. 【請求項５】 請求項４に記載の超音波診断装置におい
   て、 前記スキャン制御手段は、前記第１及び第２の方向に前
   記超音波パルスを１回ずつ交互に且つ前記一定時間毎に
   送信させて当該第１及び第２の方向夫々に前記複数回の
   送信を行わせる手段であることを特徴とする超音波診断
   装置。
6. 【請求項６】 請求項３に記載の超音波診断装置におい
   て、 前記第１及び第２の方向の夫々は、各方向の前記複数回
   の送信完了毎に方向変更される複数の方向から成り、 前記スキャン制御手段は、各方向毎に前記複数回の送信
   がなされるように前記複数の第１の方向に前記超音波パ
   ルスを並列的に送信させるとともに、各方向毎に前記複
   数回の送信がなされるように前記複数の第２の方向に前
   記超音波パルスを並列的に送信させる手段であることを
   特徴とする超音波診断装置。
7. 【請求項７】 請求項６に記載の超音波診断装置におい
   て、 前記スキャン制御手段は、前記複数の第１の方向におけ
   る各方向に対する前記超音波パルスの１回の送信と前記
   複数の第２の方向における各方向に対する前記超音波パ
   ルスの１回の送信とを前記一定時間毎に交互に行わせる
   手段を有したことを特徴とする超音波診断装置。
8. 【請求項８】 請求項３に記載の超音波診断装置におい
   て、 前記処理手段は、前記第１及び第２の動き要素信号夫々
   から速度を得るとともに、この両速度と前記一定時間差
   とを用いて前記加速度を前記サンプル点毎に演算する演
   算手段を有することを特徴とする超音波診断装置。
9. 【請求項９】 請求項８に記載の超音波診断装置におい
   て、 前記処理手段は、前記超音波パルスのビームと前記動き
   要素の動きの方向との間の角度に応じて前記加速度を補
   正する補正手段を有することを特徴とする超音波診断装
   置。
10. 【請求項１０】 請求項９に記載の超音波診断装置にお
    いて、 前記補正手段は、前記動き要素の運動の所定１周期若し
    くはその１周期に相当する時間の平均速度若しくは最大
    速度、又は、その平均速度又は最大速度に一定値を乗じ
    た値を用いて前記加速度を正規化する手段であることを
    特徴とする超音波診断装置。
11. 【請求項１１】 請求項３に記載の超音波診断装置にお
    いて、 前記処理手段は、前記加速度の時間的変化を緩和する緩
    和手段を備えたことを特徴とする超音波診断装置。
12. 【請求項１２】 請求項３に記載の超音波診断装置にお
    いて、 前記第１のスキャンと第２のスキャンとの間の前記一定
    時間差を調整可能な時間差調整手段を備えたことを特徴
    とする超音波診断装置。
13. 【請求項１３】 請求項１２に記載の超音波診断装置に
    おいて、 前記調整可能な一定時間差は、前記超音波パルスに拠る
    １本の走査線のスキャンに要する時間から、１フレーム
    分の複数の走査線よりも１本少ない複数の走査線のスキ
    ャンに要する時間までの間の所望時間差であることを特
    徴とする超音波診断装置。
14. 【請求項１４】 請求項１２に記載の超音波診断装置に
    おいて、 前記時間差調整手段は、前記一定時間差を手
    動で調整可能な手段であることを特徴とする超音波診断
    装置。
15. 【請求項１５】 請求項３に記載の超音波診断装置にお
    いて、 前記スキャン手段は、前記第１のスキャンと第２のスキ
    ャンの送信を並列に同時に行わせて前記第１及び第２の
    受信信号を同時に受信する並列同時受信指令手段を有す
    ることを特徴とする超音波診断装置。
16. 【請求項１６】 請求項３に記載の超音波診断装置にお
    いて、 前記スキャン手段により得られた前記第１及び第２の受
    信信号の夫々から高調波信号を抽出する高調波抽出手段
    を備えたことを特徴とする超音波診断装置。
17. 【請求項１７】 請求項１又は２に記載の超音波診断装
    置において、 前記断面のＢモード断層像を得るＢモード断層像取得手
    段を備え、前記表示手段は、前記Ｂモード断層像と前記
    加速度の２次元分布像とを同一モニタに表示する手段を
    有したことを特徴とする超音波診断装置。
18. 【請求項１８】 請求項１７に記載の超音波診断装置に
    おいて、 前記表示手段は、前記Ｂモード断層像に前記加速度の２
    次元分布像を重畳表示する手段を有したことを特徴とす
    る超音波診断装置。
19. 【請求項１９】 請求項１又は２に記載の超音波診断装
    置において、 前記処理手段は、前記第１及び第２の動き要素信号夫々
    から速度を得るとともに、この速度の折返り現象の影響
    を除去する折返り除去手段を有することを特徴とする超
    音波診断装置。
20. 【請求項２０】 被検体に超音波パルスを送信して当該
    被検体の所望断面をスキャンし、その送信に対する受信
    信号を得るスキャン手段と、前記受信信号から前記断面
    に存在する動き要素の動きの速度を演算する速度演算手
    段と、前記速度を用いて前記動き要素の動きの加速度を
    演算する加速度演算手段とを備えた超音波診断装置であ
    って、 前記速度演算手段は、前記速度の折返り現象の影響を除
    去する折返り除去手段を有することを特徴とする超音波
    診断装置。
21. 【請求項２１】 被検体に超音波パルスを送信して当該
    被検体の所望断面をスキャンする超音波診断装置におい
    て、 前記断面に沿った第１の方向に超音波パルスを複数回送
    信させながら当該送信毎に第１の受信信号を得る走査を
    当該第１の方向を移動させて繰り返す第１のスキャン
    と、前記第１の方向とは異なる前記断面に沿った第２の
    方向に前記超音波パルスを複数回送信させながら当該送
    信毎に第２の受信信号を得る走査を当該第２の方向を移
    動させて繰り返す第２のスキャンとを実質的に並行して
    行うスキャン手段を備え、 前記第１のスキャンに拠る前記第１の方向への前記超音
    波パルスの送信と前記第２のスキャンに拠る前記第２の
    方向への前記超音波パルスの送信との時間差を、前記超
    音波パルスに拠る１本の走査線のスキャンに要する時間
    から、１フレーム分の複数の走査線よりも１本少ない複
    数の走査線のスキャンに要する時間までの間の所望時間
    差に設定したことを特徴とする超音波診断装置。
22. 【請求項２２】 被検体内の画像化したい断面に沿った
    第１の方向に超音波パルスを複数回送信させながら当該
    送信毎に第１の受信信号を得る走査を当該第１の方向を
    移動させて繰り返す第１のスキャンと、前記第１の方向
    とは異なる前記断面に沿った第２の方向に前記超音波パ
    ルスを複数回送信させながら当該送信毎に第２の受信信
    号を得る走査を当該第２の方向を移動させて繰り返す第
    ２のスキャンとを実質的に並行して行い、 前記第１及び第２の受信信号の夫々から前記断面におけ
    る動き要素の動きの状態を表す第１及び第２の動き要素
    信号を当該断面のサンプル点毎に抽出し、 前記第１及び第２の動き要素信号に基づき前記動き要素
    の動きの状態を表す加速度の２次元分布像データを求
    め、 この加速度の２次元分布像データを表示する、ことを特
    徴とする超音波診断方法。
23. 【請求項２３】 被検体内の画像化したい断面に沿った
    第１の方向に超音波パルスを複数回送信させながら当該
    送信毎に第１の受信信号を得る走査を当該第１の方向を
    移動させて繰り返す第１のスキャンと、前記第１の方向
    とは異なる前記断面に沿った第２の方向に前記超音波パ
    ルスを複数回送信させながら当該送信毎に第２の受信信
    号を得る走査を当該第２の方向を移動させて繰り返す第
    ２のスキャンとを実質的に並行して行い、 前記第１及び第２の受信信号の夫々から前記断面におけ
    る動き要素の動きの状態を表す加速度の２次元分布像デ
    ータを求め、 この加速度の２次元分布像データを表示する、ことを特
    徴とする超音波診断方法。