JP4562656B2

JP4562656B2 - 超音波ドプラ血流測定装置

Info

Publication number: JP4562656B2
Application number: JP2005514806A
Authority: JP
Inventors: 尚萩原
Original assignee: Panasonic Corp; Matsushita Electric Industrial Co Ltd
Current assignee: Panasonic Corp; Panasonic Holdings Corp
Priority date: 2003-10-17
Filing date: 2004-10-15
Publication date: 2010-10-13
Anticipated expiration: 2024-10-15
Also published as: DE602004022697D1; EP1683486A4; CN1867295A; EP1683486A1; WO2005037104A1; CN100443056C; EP1683486B1; JPWO2005037104A1; US7946991B2; US20070161900A1

Description

本発明は、医用分野において、超音波のドプラ現象を利用して生体内の血流を測定し、その測定結果に関して画像表示を行う超音波ドプラ血流測定装置に関し、特に、折り返し現象（エイリアシング）が発生する血流速度データに係る画像をカラー表示するための超音波ドプラ血流測定装置に関する。

従来、超音波のドプラ現象を利用して生体内の血流分布及び血流速度を測定し、血流速度を所定の色に対応させて、白黒の２次元断層像と重ね合わせて表示を行うことが可能な超音波ドプラ血流測定装置（カラーフロー装置）が知られている。

図５は、従来の技術における超音波ドプラ血流測定装置の構成の一例を示すブロック図である。超音波ドプラ血流測定装置は、生体に対して超音波の送受信を行うためのプローブ２を有している。このプローブ２を介して、送信部１から生体内を流動する血液に超音波パルスを照射し、血液によって反射された超音波パルスのエコーを再びプローブ２で受ける。超音波パルスのエコーはプローブ２により電気信号に変換されて受信部３に供給され、受信部３によってデジタル化及びビームフォーミングされた後、位相検波部４によって位相検波されて、血流によるドプラ偏移に係る情報を含むドプラ偏移信号となる。

ドプラ偏移信号は、位相検波部４からウォールフィルタ５に供給され、ウォールフィルタ５において、低周波信号成分である不要な体組織からの信号が除去され、さらに、ウォールフィルタ５による処理後の信号に基づいて、速度演算部６において、血流速度データ、血流エコー強度データ、血流速度分散データなどを含む血流情報が算出される。この血流情報は、フィルタ７によって平滑化処理されて、デジタルスキャンコンバータ（ＤＳＣ：Digital Scan Converter）８に供給され、ＤＳＣ８において、超音波走査に応じた形状に座標変換される。

また、包絡線検波部９からＤＳＣ８に対して、Ｂモード画像（超音波断層像）に係る信号（Ｂモード信号）も同様に供給され、ＤＳＣ８は、供給された画像データを超音波走査に応じた形状に座標変換するとともに、Ｂモード信号と血流情報とを混合して、モニタ１０上に２次元血流像を映出する。

血流情報に含まれる血流速度データは、ナイキスト定理に基づく折り返し現象が発生する可能性を有するデータである。この折り返しのある血流速度データの計測に関しては、例えば、下記の特許文献１には、フィルタ７におけるフィルタ処理の方法として、折り返しの判定を行って補正した後に、任意の次数でフィルタ処理を行う方法が開示されている。
特開平４−１６１１４６号公報（図１、図２）

しかしながら、特許文献１で開示されている血流速度データのフィルタ処理方法は、折り返し判定方法及び折り返し補正方法が複雑であり、このフィルタ処理方法を実現するためには、複雑なハードウェア構成が必要となるという問題がある。

本発明は、上記問題に鑑み、小規模で単純なアルゴリズムによって、折り返しのある血流速度データのフィルタリングを実現して、空間的又は時間的に滑らかに変化する血流速度に係る画像表示を行う超音波ドプラ血流測定装置を提供することを目的とする。

上記目的を達成するため、本発明の超音波ドプラ血流測定装置は、被検生体中に送信した超音波パルスのエコー信号から前記被検生体内の血液の血流速度値を算出するためのフィルタ処理を行う血流速度フィルタ手段を有する超音波ドプラ血流測定装置であって、
前記血流速度フィルタ手段が、
前記血流速度フィルタ手段に供給される血流速度値から、任意の着目点の着目点血流速度値を減算して、その差分値を算出する差分算出手段と、
前記差分値に対してフィルタ処理を行うフィルタ手段と、
前記フィルタ手段によるフィルタ処理結果に、前記着目点血流速度値を加算する加算処理手段とにより構成されている。
この構成により、一般的なフィルタ手段及び一般的な加減算手段のみによって、折り返しのある血流速度データのフィルタ処理を行うことが可能となり、滑らかな血流速度に係る画像表示を実現することが可能となる。

さらに、本発明の超音波ドプラ血流測定装置は、前記差分算出手段が、前記任意の着目点と空間的に連続する点の連続点血流速度値と、前記任意の着目点血流速度値との差分値を算出するよう構成されている。
この構成により、被検生体内を流動する血液の血流速度に係る画像表示を行う際に、１画像フレーム内での空間的なランダムノイズを低減させることが可能となり、滑らかな血流速度に係る画像表示を実現することが可能となる。

さらに、本発明の超音波ドプラ血流測定装置は、前記差分算出手段が、前記任意の着目点における時間的に連続する血流速度値と、前記任意の着目点血流速度値との差分値を算出するよう構成されている。
この構成により、被検生体内を流動する血液の血流速度に係る画像表示を行う際に、複数の画像フレーム間での時間的なランダムノイズを低減させることが可能となり、滑らかな血流速度に係る画像表示を実現することが可能となる。

本発明の超音波ドプラ血流測定装置は、被検生体中に送信した超音波パルスのエコー信号から前記被検生体内の血液の血流速度値を算出するためのフィルタ処理を行う血流速度フィルタ手段を有する超音波ドプラ血流測定装置であって、前記血流速度フィルタ手段が、前記血流速度フィルタ手段に供給される血流速度値から、任意の着目点の着目点血流速度値を減算して、その差分値を算出する差分算出手段と、前記差分値に対してフィルタ処理を行うフィルタ手段と、前記フィルタ手段によるフィルタ処理結果に、前記着目点血流速度値を加算する加算処理手段とにより構成されており、一般的なフィルタ手段及び一般的な加減算手段のみによって、折り返しのある血流速度データのフィルタ処理を行い、滑らかな血流速度に係る画像表示を実現するという効果を有している。

以下、図面を参照しながら、本発明の第１及び第２の実施の形態における超音波ドプラ血流測定装置について説明する。

＜第１の実施の形態＞
まず、本発明の第１の実施の形態について説明する。図１は、本発明の第１の実施の形態における超音波ドプラ血流測定装置の構成を示すブロック図である。図１に示す超音波ドプラ血流測定装置は、送信部１、プローブ２、受信部３、位相検波部４、ウォールフィルタ５、速度演算部６、デジタルスキャンコンバータ（ＤＳＣ：Digital Scan Converter）８、包絡線検波部９、モニタ１０を有している。図１に示す超音波ドプラ血流測定装置は、図５に示す超音波ドプラ血流測定装置とほぼ同一の構成を有しているが、フィルタ７の代わりに空間フィルタ２０が設けられている。なお、図１に示す超音波ドプラ血流測定装置では、空間フィルタ２０以外の構成要素に関しては、図５に示す従来の超音波ドプラ血流測定装置の構成要素と同一であり、同一の符号を引用するとともに動作の説明を省略する。

図２は、本発明の第１の実施の形態における超音波ドプラ血流測定装置の空間フィルタの詳細な構成を示すブロック図である。図２に示す空間フィルタ２０は、データを保持することが可能なラッチ２１、２２、２３、２つのデータの加算又は減算が可能な加算器２４、２５、２８、２９、２つのデータの乗算が可能な乗算器２６、２７を有している。なお、加算器２４、２５は前処理部（差分算出部）４１、乗算器２６、２７及び加算器２８はフィルタ部４２、加算器２９は後処理部（加算処理部）４３を構成している。

以下、図２に示す空間フィルタ２０内の各構成要素の接続形態及びデータの流れについて説明する。ラッチ２１、２２、２３は、超音波の音線方向において空間的に連続する複数の着目点に係るデータ（血流速度値）を保持するために配置されている。速度演算部６からの血流情報に係る入力信号（血流速度値）Ｄ３１は、ラッチ２１に供給される。この入力信号Ｄ３１は、任意の着目点に係るデータを含んでおり、すなわち、測定時には、超音波の音線方向において空間的に連続する着目点に係る入力信号（連続点血流速度値）Ｄ３１が連続的に供給され、速度演算部６からの入力信号Ｄ３１は、連続的にラッチ２１に供給される。ラッチ２１は、速度演算部６から入力信号Ｄ３１が供給された場合には、入力信号Ｄ３１を保持するとともに、保持しているデータ（例えば、１つ前の着目点に係るデータ）Ｄ３２をラッチ２２及び加算器２４に供給する。

ラッチ２２もまた、ラッチ２１から供給されるデータＤ３２が供給された場合、このデータＤ３２を保持するとともに、保持しているデータＤ３３をラッチ２３及び加算器２４、２５、２９に供給する。さらに、ラッチ２３もまた、ラッチ２２から供給されるデータＤ３３が供給された場合、このデータＤ３３を保持するとともに、保持しているデータＤ３４を加算器２５に供給する。これにより、ラッチ２１、２２、２３のそれぞれから、空間的に連続した着目点に係るデータＤ３２、Ｄ３３、Ｄ３４が、同一のタイミングで前処理部４１に対して出力される。

また、ラッチ２１、２２、２３と加算器２４、２５との間において、ラッチ２１の出力は加算器２４の加算側の入力に接続されており、ラッチ２２の出力は加算器２４、２５のそれぞれの減算側の入力に接続されており、ラッチ２３の出力は加算器２５の加算側の入力に接続されている。これにより、加算器２４は、加算側からデータＤ３２を、減算側からデータＤ３３をそれぞれ受けて演算を行い、データＤ３２からデータＤ３３を減算した結果を、データＤ３５として乗算器２６に出力する。また、加算器２５は、加算側からデータＤ３４を、減算側からデータＤ３３をそれぞれ受けて演算を行い、データＤ３４からデータＤ３３を減算した結果を、データＤ３６として乗算器２７に出力する。

乗算器２６、２７は、供給されたデータに対して、それぞれに設定されたフィルタ係数を乗算して出力するものである。したがって、乗算器２６は、加算器２４から供給されたデータＤ３５に対して、フィルタ係数ｋ１を乗算してデータＤ３７を出力し、乗算器２７は、加算器２５から供給されたデータＤ３６に対して、フィルタ係数ｋ３を乗算してデータＤ３８を出力する。加算器２８は、乗算器２６、２７からデータＤ３７、Ｄ３８を受けて、これらのデータを加算し、その加算結果をデータＤ３９として加算器２９に出力する。そして、加算器２９は、ラッチ２２からデータＤ３３を、加算器２８からデータＤ３９をそれぞれ受けて、これらのデータを加算し、その加算結果をデータＤ４０としてＤＳＣ８に出力する。

本実施の形態における空間フィルタ２０は、１次元フィルタであり、次数が２次のフィルタ（２つのフィルタ係数を有するフィルタ）である。すなわち、本実施の形態では、着目点をラッチ２２から出力されるデータ（着目サンプルデータ又は着目点血流速度値）Ｄ３３とし、加算器２４、２５で構成される前処理部４１によって、着目点の着目サンプルデータＤ３３を、その着目点と連続して前後する連続点血流速度値（データＤ３２、Ｄ３４）で減算して、着目サンプルデータＤ３３を基準（すなわちゼロ）としたデータＤ３５、Ｄ３６を生成する。

前処理部４１、フィルタ部４２、後処理部４３の組み合わせにより、２次のＦＩＲ（Finite duration Inpulse-Response）フィルタとして動作する。
本実施の形態のフィルタ動作について式を用いて説明する。
出力データＤ４０を図２の各データを用いて表すと、

となる。式１より、図２は、以下の伝達関数Ｈ（ｚ）を持つ２次のＦＩＲフィルタとみなすことができる。

ここで、ｚ＾（−ｎ）は、ｎ段の遅れ要素を示す演算子である。
このＦＩＲフィルタは、高周波成分をもったランダムノイズを除去するため、ローパスフィルタ特性を持たせる。そのためには、２次のＦＩＲフィルタとしては、すべての係数を正の数とするのが好適で、

と設定するのが好ましい。

また、加算器２４、２５は、例えば固定小数点演算を行い、出力のデータフォーマットは、入力データのデータフォーマットと同一で、加算結果の桁上がりビットは、切り捨てる（無視する）。例えば、入力が８ビット２の補数フォーマットの場合、出力も８ビット２の補数フォーマットとする。これにより、データＤ３５は、データ間の速度差が折返しを起こす速度差より小さな速度差である条件の下での、データＤ３２と着目サンプルデータＤ３３との差分値として算出される。同様に、データＤ３６は、データ間の速度差が折返しを起こす速度差より小さな速度差である条件の下での、データＤ３４と着目サンプルデータＤ３３との差分値として算出される。

上記の処理により、２次のＦＩＲフィルタに供給される連続点血流速度値（３つのデータＤ３２、Ｄ３３、Ｄ３４）に対し、そのうちの１つのデータを着目サンプルデータ（例えば、データＤ３３）として、着目サンプルデータに係る血流速度値とそれ以外のデータに係る血流速度値との速度差が、折り返しを起こす速度差より小さな速度差であることを仮定したフィルタ演算を行うことが可能となる。したがって、同一時間（同一画像内）において、任意の中心画素に対する差分値をフィルタ処理した後に、再び、任意の中心画素に係るデータを加算して所望の血流速度値に係るデータを取得することが可能となり、空間的なランダムノイズを低減させることが可能となる。なお、上記第１の実施の形態では、１次元の２次のフィルタを実現する例であったが、１次元及び２次元の高次のフィルタへの拡張も同様に行うことが可能である。

以上、説明したように、本発明の第１の実施の形態における超音波ドプラ血流測定装置によれば、供給される全データに対して、着目サンプルデータＤ３３を基準とした減算を行う前処理部４１と、フィルタ処理を行うフィルタ部４２と、フィルタ部４２によるフィルタ処理後の出力データＤ３９に、着目サンプルデータＤ３３を加算する後処理部４３とを有する空間フィルタ２０を設けることにより、折り返しの影響を受けずに、超音波の音線方向において空間的に連続する血流速度データ（連続点血流速度値）のフィルタ処理を行うことが可能となり、空間的に滑らかな血流速度画像を提供することが可能となる。

＜第２の実施の形態＞
次に、本発明の第２の実施の形態について説明する。図３は、本発明の第２の実施の形態における超音波ドプラ血流測定装置の構成を示すブロック図である。この図３に示す本発明の第２の実施の形態における超音波ドプラ血流測定装置は、本発明の第１の実施の形態における超音波ドプラ血流測定装置が有する空間フィルタ２０に代わって、フレームフィルタ５０が設けられている点で異なるものである。なお、図３に示す超音波ドプラ血流測定装置では、フレームフィルタ５０以外の構成要素に関しては、図１や図５に示す従来の超音波ドプラ血流測定装置の構成要素と同一であり、同一の符号を引用するとともに動作の説明を省略する。

図４は、本発明の第２の実施の形態における超音波ドプラ血流測定装置のフレームフィルタの詳細な構成を示すブロック図である。この図４に示すフレームフィルタ５０は、図２に示す空間フィルタ２０と比べた場合、ラッチ２２、２３に代わって、フレームメモリ５２、５３が設けられている点で異なるものである。なお、図４に示すフレームフィルタ５０では、フレームメモリ５２、５３以外の構成要素に関しては、図２に示す空間フィルタ２０の構成要素と同一であり、同一の符号を引用するとともに動作の説明を省略する。

図４に示すフレームフィルタ５０内の各構成要素の接続形態及びデータの流れについて説明する。速度演算部６からの血流情報に係る入力信号Ｄ６１は、ラッチ２１に供給される。この入力信号Ｄ６１は、任意の着目点に係るデータを含んでおり、すなわち、測定時には、超音波の音線方向において連続する着目点に係る入力信号（血流速度値）Ｄ６１が連続的に供給され、速度演算部６からの入力信号Ｄ６１は、連続的にラッチ２１に供給される。ラッチ２１は、速度演算部６から入力信号Ｄ６１が供給された場合には、入力信号Ｄ６１を保持するとともに、保持しているデータ（例えば、１つ前の着目点に係るデータ）Ｄ６２をフレームメモリ５２及び加算器２４に供給する。

速度演算部６からの血流情報に係る入力信号Ｄ６１は、ラッチ２１に供給された後、さらに、フレームメモリ５２にデータＤ６２として供給される。フレームメモリ５２は、ラッチ２１から供給されたデータＤ６２を保持するとともに、同一部位における１フレーム前のデータＤ６３を出力する。また、フレームメモリ５３も同様に、フレームメモリ５２から出力されたデータＤ６３を保持するとともに、同一部位における１フレーム前のデータＤ６４（データＤ６２からは２フレーム前）を出力する。これにより、ラッチ２１、フレームメモリ５２、５３のそれぞれから、時間的に連続したフレーム中の同一部位のデータＤ６２、Ｄ６３、Ｄ６４（すなわち、任意の着目点における時間的に連続する血流速度値）が、同一のタイミングで前処理部４１に対して出力される。この場合、データＤ６３が着目サンプルデータ（着目点血流速度値）として利用され、前処理部４１、フィルタ部４２、後処理部４３において、上記の第１の実施の形態と同一の処理が行われる。

上記の処理により、２次のＦＩＲフィルタに供給される３つのデータＤ６２、Ｄ６３、Ｄ６４に対し、そのうちの１つのデータを着目サンプルデータ（例えば、データＤ６３）として、着目サンプルデータに係る血流速度値とそれ以外のデータに係る血流速度値との速度差が、折り返しを起こす速度差より小さな速度差であることを仮定したフィルタ演算を行うことが可能となる。したがって、同一部位において、任意の時刻の血流速度値に係るデータと、時間的に前後する血流速度値に係るデータとの差分値をフィルタ処理した後に、再び、所定の時刻の血流速度値に係るデータを加算して所望の血流速度値に係るデータを取得することが可能となり、時間的に連続する複数の画像間における時間的なランダムノイズを低減させることが可能となる。

以上、説明したように、本発明の第２の実施の形態における超音波ドプラ血流測定装置によれば、供給される全データに対して、着目サンプルデータＤ６３を基準とした減算を行う前処理部４１と、フィルタ処理を行うフィルタ部４２と、フィルタ部４２によるフィルタ処理後の出力データに、着目サンプルデータＤ６３を加算する後処理部４３とを有するフレームフィルタ５０を設けることにより、折り返しの影響を受けずに、超音波の音線方向において同一部位の時間的に連続する血流速度データ（任意の着目点における時間的に連続する血流速度値）のフィルタ処理を行うことが可能となり、時間的にスムーズに変化する血流速度画像を提供することが可能となる。なお、上記第２の実施の形態では、２次のフレームフィルタを実現する例であったが、より高次のフレームフィルタへの拡張も同様に行うことが可能である。

なお、上記の第２の実施の形態では、フレームフィルタ５０が、速度演算部６とＤＳＣ８との間に設けられているが、ＤＳＣ８とモニタ１０との間に設置することも可能である。また、上述の第１の実施の形態では空間フィルタ２０を有する超音波ドプラ血流測定装置に関して、第２の実施の形態ではフレームフィルタ５０を有する超音波ドプラ血流測定装置に関して、それぞれ独立して説明したが、空間フィルタ２０及びフレームフィルタ５０の両方を超音波ドプラ血流測定装置内に設けることも可能である。また、上記第１及び第２の実施の形態では、空間フィルタ２０及びフレームフィルタ５０がハードウェアによって構成されているが、これらで行われるフィルタ処理をプログラムによるソフトウェアで実現することも可能である。

本発明に係る超音波ドプラ血流測定装置は、小規模で単純なアルゴリズムによって、折り返しのある血流速度データのフィルタリングを実現して、空間的又は時間的に滑らかに変化する血流速度に係る画像表示を行うことが可能であって、医用分野において、超音波のドプラ現象を利用して生体内の血流を測定し、その測定結果に関して画像表示を行う技術に適用可能であり、また、特に、折り返し現象が発生する血流速度データに係る画像をカラー表示するための技術に適用可能である。

本発明の第１の実施の形態における超音波ドプラ血流測定装置の構成を示すブロック図本発明の第１の実施の形態における超音波ドプラ血流測定装置の空間フィルタの詳細な構成を示すブロック図本発明の第２の実施の形態における超音波ドプラ血流測定装置の構成を示すブロック図本発明の第２の実施の形態における超音波ドプラ血流測定装置のフレームフィルタの詳細な構成を示すブロック図従来の技術における超音波ドプラ血流測定装置の構成の一例を示すブロック図

Claims

被検生体中に送信した超音波パルスのエコー信号から前記被検生体内の血液の血流速度値を算出するためのフィルタ処理を行う血流速度フィルタ手段を有する超音波ドプラ血流測定装置であって、
前記血流速度フィルタ手段が、
前記血流速度フィルタ手段に供給される血流速度値から、任意の着目点の着目点血流速度値を減算して、その差分値を算出する差分算出手段と、
前記差分値に対してフィルタ処理を行うフィルタ手段と、
前記フィルタ手段によるフィルタ処理結果に、前記着目点血流速度値を加算する加算処理手段とにより構成されている超音波ドプラ血流測定装置。
前記差分算出手段が、前記任意の着目点と空間的に連続する点の連続点血流速度値と、前記任意の着目点血流速度値との差分値を算出するよう構成されている請求項１に記載の超音波ドプラ血流測定装置。
前記差分算出手段が、前記任意の着目点における時間的に連続する血流速度値と、前記任意の着目点血流速度値との差分値を算出するよう構成されている請求項１に記載の超音波ドプラ血流測定装置。