JP5578756B2

JP5578756B2 - 超音波ドプラ診断装置

Info

Publication number: JP5578756B2
Application number: JP2007121845A
Authority: JP
Inventors: 孝信内堀
Original assignee: Toshiba Corp; Toshiba Medical Systems Corp; Toshiba Medical Systems Engineering Co Ltd
Current assignee: Toshiba Corp; Canon Medical Systems Corp
Priority date: 2007-05-02
Filing date: 2007-05-02
Publication date: 2014-08-27
Anticipated expiration: 2027-05-02
Also published as: JP2008272325A

Description

本発明は、超音波のドプラ効果を利用して、血液等、体内の運動体の運動状態を診断する超音波ドプラ診断装置に関するものである。

従来、超音波パルスドプラ法と超音波パルス反射法とを併用し、１つの超音波プローブで断層像（白黒Ｂモード像）と血流情報とを得ると共に、少なくともその血流情報をリアルタイムで表示するようにした超音波ドプラ診断装置が知られている（例えば、下記特許文献１参照）。

こうした超音波ドプラ診断装置の一例を、図１２を参照して説明する。この診断装置は血流情報として血流速度を計測するものである。

図１２に示される診断装置は、超音波振動子１に接続された送信用のパルサ２及び受信用の前置増幅器３を有する。前置増幅器３の出力側は、ミキサ４、ローパルスフィルタ５、サンプルホールド回路６、バンドパスフィルタ７及び周波数分析器（ＦＦＴ）８を介して表示器９に接続されている。

この超音波ドプラ診断装置は、また、送信制御及び受信制御のためのパルス発生回路１１と、レンジゲート制御用のレンジゲート回路１２とを備えている。パルス発生回路１１は分周回路、ゲート回路等を備えており、所定周波数のクロックパルスａ（図１３参照）を発生させ、そのクロックパルスａをレンジゲート回路１２及びミキサ４に供給すると共に、そのクロックパルスａに基づいて超音波繰返し周波数に相当するレートパルスｂ（図１３参照）を生成し、そのレートパルスｂをパルサ２及びレンジゲート回路１２に供給する。

上記パルサ２は、供給されたレートパルスｂに基づいて高電圧の駆動電圧パルスを生成し、その駆動電圧パルスにより超音波振動子１を励振する。この励振に伴って、超音波振動子１は超音波パルス信号を生体Ｐ内に送波する。送波された超音波パルス信号の一部は、生体Ｐ内の血管壁ＢＷ及び血管内の血流Ｂ（主に赤血球）で反射して超音波エコー信号となる。この超音波エコー信号は再び同一の超音波振動子１により受信され、電圧エコー信号ｄ（図１３参照）に変換される。

この電圧エコー信号ｄは、超音波のドプラ効果を反映した受信信号となる。つまり、生体Ｐ内を流れている血流に対して超音波パルスを送波すると、流動する血球によって散乱され、ドプラ偏移を受ける。このため、超音波ビームの中心周波数ｆｃがｆｄだけ変化し、受信周波数ｆはｆ＝ｆｃ＋ｆｄとなる。このドプラ偏移周波数ｆｄは、血流速度ｖ、超音波ビームと血管のなす角度θ、音速ｃとして、およそ以下のように表される。

ｆｄ＝｛（２・ｖ・ｃｏｓθ・ｆｃ）／ｃ｝・ｆｃ
このため、受信電圧信号ｆｄからドプラ偏移周波数ｆｄを検出することにより血流速度ｖを知ることができるから、この検知に向けて前述した受信経路が動作する。

すなわち、前置増幅器３は電圧エコー信号ｄを増幅し、その増幅信号をミキサ４に出力する。ミキサ４は、増幅されたエコー信号ｄとクロックパルスａとを混合し、その混合信号を次段のローパスフィルタ５に出力する。ローパスフィルタ５は、入力する混合信号の内、超音波搬送周波数等の高周波成分を除去し、ドプラ偏移周波数ｆｄを中心とする低周波分のみをサンプルホールド回路６に出力する。

このサンプルホールド回路６は、血流Ｂの速度の観測位置、すなわちサンプリング・ラスタ上の血流Ｂに対するレンジゲート（サンプリングポイント、サンプリングボリュームともいう）の位置のみのドプラ偏移信号を抽出するための回路である。この信号抽出を行うために、サンプルホールド回路６には、レンジゲート回路１２からサンプリングパルスｃが供給される。

レンジゲート回路１２は遅延時間を任意に設定できる回路で、超音波パルスを振動子１とレンジゲート位置Ｏとの間を往復伝搬するに等しい時間だけレートパルスｂよりも遅延させ、且つ、設定されたパルス幅のサンプリングパルスｃ（図１３参照）を形成し、このパルスｃをサンプルホールド回路６に供給する。尚、レンジゲート位置Ｏは、オペレータにより、Ｂモード断層上の血流速度を得たい血管の位置に、トラックボールやジョイスティックで任意に設定される。

サンプルホールド回路６は、体表面からレンジゲート位置Ｏに対応したサンプリングパルスｃでローパルスフィルタ５の出力信号をサンプルホールドし、そのホールド結果をバンドパスフィルタ７に出力する。バンドパスフィルタ７では、サンプルホールド回路６のサンプリングで生じた高調波成分や血管等の固定反射信号及び比較的遅い生体内の動きに拠るドプラ偏移周波数が除去され、血流Ｂのドプラ偏移周波数のみが抽出される。この抽出信号が次段の周波数分析器８に送られ、高速フーリエ変換等の周波数分析によってドプラ偏移周波数の周波数スペクトルパターン（ドプラスペクトラム）が演算される。この周波数スペクトルパターンは、時間（横軸）の経過に伴うドプラ偏移周波数（血流速度に対応：縦軸、各周波数成分の強度は輝度で表される）の変化を示すもので、表示器９にて、例えば図１４に示される如くリアルタイムに表示される。
特開平８−３０８８４３号公報

しかしながら、前述した超音波ドプラ診断装置では、検出された周波数が繰り返し周波数（±１／２ｆｒ）を越えた場合、図１５に示されるように折り返されたような波形になる。これを図１４に示される如く、折り返されていないものにするためには、血流速度に応じて、パルス繰り返し周波数（レート周波数）や０Ｈｚ表示位置をオペレータが適切に設定しなければならず、操作時間がかかり、オペレータの大きな負担になっていた。また、同時に診断に非常に多くの時間がかかっていた。

したがって本発明は、前記実情に鑑みてなされたものであり、その目的は、検出可能周波数範囲に対する信号非存在領域の重心／中心とその範囲を検出することにより、レート周波数、０Ｈｚ表示位置を自動的に設定し、オペレータの負担を軽減し、診断時間を著しく短縮することができる超音波ドプラ診断装置を提供することである。

本発明の超音波ドプラ診断装置は、被検体内の運動体を含む診断部位との間で超音波ビームを送受信する送受信手段と、前記送受信手段により得られた受信信号から所望のレンジゲートの位置の運動体に起因したドプラ信号を抽出する抽出手段と、前記抽出手段により抽出されたドプラ信号に基づいて瞬時毎のスペクトラムから成るドプラスペクトラムを演算するスペクトラム演算手段と、前記ドプラスペクトラムを表示する表示手段と、前記ドプラスペクトラムに基づいて所定時間範囲内の複数の時刻に関する複数のｓＭＡＰを作成する手段であって、前記ｓＭＡＰ各々は、閾値以上のパワー値を有する周波数領域に対応する第１領域と前記閾値以下のパワー値を有する周波数領域に対応する第２領域とを有し、前記第１領域は前記ｓＭＡＰ各々において値０を有し、前記第２領域は前記ｓＭＡＰ各々において値１を有するｓＭＡＰ作成手段と、前記複数のｓＭＡＰのＯＲ演算により前記所定時間範囲に関するＳＭＡＰを作成する手段であって、前記ＳＭＡＰは、値１を有する第１の信号非存在領域と値０を有する信号存在領域とを有するＳＭＡＰ作成手段と、前記ＳＭＡＰに含まれる前記第１の信号非存在領域の重心を求め、前記ＳＭＡＰにおいて前記重心から周波数の上下方向に関して値が最初に０になる周波数間の領域を第２の信号非存在領域とする決定手段と、前記重心が前記ドプラスペクトラムの表示領域の上下端に位置するように０Ｈｚ位置を調整する調整手段と、を備える超音波ドプラ診断装置であって、検出可能周波数範囲に対する前記第２の信号非存在領域の占める割合が一定範囲内にあるか否かを判定し、前記割合が前記一定範囲内にないと判定した場合、ＰＲＦを変更する変更手段をさらに備えることを特徴とする。

本発明によれば、検出可能周波数範囲に対する信号非存在領域の重心／中心とその範囲を検出することにより、レート周波数、０Ｈｚ表示位置を自動的に設定し、オペレータの負担を軽減し、診断時間を著しく短縮することができる超音波ドプラ診断装置を提供することができる。

本発明の超音波ドプラ診断装置によれば、ドプラスペクトラムの折り返りを検出して自動的にＰＲＦ及び０Ｈｚ位置という２つのパラメータを変化させ、折り返りを持たないドプラスペクトラムにすることによって、オペレータの負担を軽減し、診断時間を著しく短縮できる。加えて、煩わしい操作はなく、折り返りのないスペクトラムを観察することができる。

以下、図面を参照して本発明の実施形態を説明する。

図１は、本発明の一実施形態に係る超音波ドプラ診断装置の構成を示すブロック図である。

図１に示されるように、本発明の一実施形態に係る超音波ドプラ診断装置２０は、電子走査型の超音波プローブ（以下、単にプローブと記す）２５と、このプローブ２５に接続された電子走査部３０とを備えている。

前記電子走査部３０は、基準クロックを発生させる基準信号発生器３１と、その基準クロックを受けて遅延駆動信号を生成するディレイライン（後述する受信時の遅延も兼用）３２と、このディレイライン３２からの遅延駆動信号を受けてプローブ２５のアレイ型の圧電振動子群を励振させるパルサ３３とを備えている。また、この電子走査部３０には、受信系の回路も内蔵されている。つまり、プローブ２５に接続された前置増幅器３４と、この前置増幅器３４の出力信号を遅延させるディレイライン３２と、このディレイライン３２の遅延信号を加算する加算器３５と、この加算器３５の出力信号を対数増幅及び包絡線検波に付す検波器３６とを備えている。ディレイライン３２と加算器３５とにより受信エコー信号の整相加算が行われ、これにより電子走査に付される。

前記検波器３６の出力信号はＢモード断層像の画像信号としてデジタルスキャンコンバータ（ＤＳＣ）４１に供給されて、このＤＳＣ４１に於いて超音波走査から標準ＴＶ走査の信号に変換される。ＤＳＣ４１の変換信号は、Ｄ／Ａ変換器４２を介して表示器（ＣＲＴ）４３に送られる。

前記加算器３５の出力は、また、位相検波用のミキサ５１を介して、ローパスフィルタ５３にも供給される。

前記基準信号発生器３１の出力は、ミキサ５１の一方のチャンネルに直接に供給され、９０度移相器５２を介してミキサ５１の他方のチャンネルに接続されている。このため、電子走査部３０に於ける整相加算された受信エコー信号がミキサ５１に加えられる他、基準信号発生器３１からの基準信号ｆ₀及び９０度の位相差をもった基準信号ｆ₀が、ミキサ５１の２チャンネルに各々加えられる。これにより、ミキサ５１は、ドプラ偏移信号ｆ_dと「２ｆ₀＋ｆ_d」の信号をローパスフィルタ５３に出力する。このローパスフィルタ５３では、ミキサ５１からの混合信号の内の高周波成分が除去され、ドプラ偏移信号ｆ_dのみが得られる。このドプラ偏移信号ｆ_dは、血流情報に演算するための位相検波出力であり、次段のドプラスペクトラム演算部６０に出力される。

このドプラスペクトラム演算部６０は、サンプリングパルスを出力するレンジゲート回路６１と、そのサンプリングパルスを入力するサンプルホールド（Ｓ／Ｈ）回路６２と、このサンプルホールド回路６２の出力をフィルタリングするバンドパスフィルタ６３と、このバンドパスフィルタ６３の出力をデジタル化するＡ／Ｄ変換器６４と、このＡ／Ｄ変換器６４の変換出力を周波数解析する周波数分析器（ＦＦＴ）６５とを備えている。尚、サンプルホールド回路６２、バンドパスフィルタ６３、及びＡ／Ｄ変換器６４は、図示されていないが、何れも２チャンネルである。周波数分析器６５の出力端は、図示されないスペクトラム平均回路を通して、ＤＳＣ４１に接続されていると共に、流速レンジ（ＰＲＦ）／０Ｈｚ位置決定部７１に接続されている。

前記サンプルホールド回路６２は、生体内の所望深さ位置の血流だけのドプラ信号を抽出しようとするものであり、前記ローパルスフィルタ５３の位相検波出力信号がサンプルホールド回路６２の入力信号となっている。

レンジゲート回路６１は、後述する操作パネル７５から供給されるレンジゲート位置信号に基づいて遅延時間を任意に設定可能な回路構成になっている。そして、プローブ２５と所望のレンジゲート（サンプリングポイント、サンプリングボリュームともいう）の位置との間を、超音波信号が往復するに相当する時間だけレートパルスよりも遅延させ、且つ、設定幅を有するサンプリングパルスをサンプルホールド回路６２に供給する。これにより、サンプルホールド回路６２は、ローパスフィルタ５３からの位相検波出力信号をサンプリングパルスでサンプルホールドする。このサンプルホールドされた位相検波信号は、その後、バンドパスフィルタ６３を通過し、該バンドパスフィルタ６３によって、サンプルホールド回路６２でのサンプリングにより生じた高調波成分、血管壁等からの固定反射信号、更には比較的遅い動きに拠るドプラ偏移周波数に相当した成分が除去され、血流に拠るドプラ信号のみが抽出される。

周波数分析器６５は、高速フーリエ変換回路を有し、バンドパスフィルタ６３から入力したドプラ偏移周波数の周波数解析を行い、その解析結果、すなわちドプラスペクトラム（周波数スペクトルパターン）を、スペクトラム平均回路（図示せず）を介してＤＳＣ４１に出力する。これにより、表示器４３には、Ｂモード断層像と並列にドプラスペクトルが分割表示されるようになっている。

前記ＰＲＦ／０Ｈｚ位置決定部７１は、血流非存在領域の重心と幅（大きさ）を検出して自動的に２つのパラメータ（ＰＲＦ及び０Ｈｚ位置）を変化させるためのものである。このＰＲＦ／０Ｈｚ位置決定部７１は、ある一定時間を検査域とし、先ず、検査域内で血流信号の周波数軸の存在しない領域が全周波数軸のＸ割となるように流速レンジ（ＰＲＦ）を決める。そして、非存在領域の重心が表示領域の上下端となるように、０Ｈｚの位置をシフトさせる。こうして、自動的にドプラスペクトラムを見やすいようにする。更に、このＰＲＦ／０Ｈｚ位置決定部７１には、コントローラ７３が接続されている。

コントローラ７３は、操作パネル７５からの操作に応じて電子走査部３０を調整し、基準信号発生器３１からのサンプリングパルス等のクロックパルスを変化させ、ドプラスペクトラムの範囲の調整等、装置各部の制御を行うものである。

操作パネル７５は、オペレータが任意に操作可能なトラックボールやキーボードを備えており、この操作パネル７５の操作を介して、前述したレンジゲート位置信号及びフリーズ指令信号を出力する。また、操作パネル７５は、前述したＰＲＦ／０Ｈｚ位置決定のための機能をＯＮ／ＯＦＦするスイッチを有している。

次に、本実施形態に於ける超音波ドプラ診断装置２０の全体の動作について説明する。

この超音波ドプラ診断装置２０が起動すると、電子走査部３０は、基準信号発生器３１から出力されるレートパルスによって、プローブ２５を励振し、超音波信号を被検体内に送波させる。この超音波信号は被検体の各部で反射し、再びプローブ２５で受信される。プローブ２５からは超音波エコー信号に対応する電気信号に変換された信号が出力され、電子走査部３０の加算器３５で受信フォーカスが掛けられる。そして、加算器３５から出力された指定ラスタアドレスの受信信号のうち一方は、検波器３６に供給され、対数増幅処理、包絡線検波処理がなされ、指定ラスタアドレスの画像信号に検波・変換される。このＢモード断層像を形成する画像信号は、ＤＳＣ４１に供給される。

これに対し、電子走査部３０の加算器３５から出力された受信信号のうち他方は、ミキサ５１で位相検波されて、ドプラ偏移信号ｆ_dと周波数（２ｆ₀＋ｆ_d）の成分を有する信号が得られる。更に、ローパルスフィルタ５３によって高周波成分が除去されて、ドプラ偏移信号ｆ_dのみが得られる。この血流情報演算のための位相検波出力信号は、ドプラスペクトラム演算部６０に出力され、サンプルホールド回路６２によって生体内の血流が流れている深さの位置だけの信号を抽出し、Ａ／Ｄ変換して高速フーリエ変換することによって、リアルタイムに周波数解析される。

このスペクトラム演算部６０では、レンジゲート回路６１の遅延時間が任意に設定可能である。これは、プローブ２５からサンプリングポイント位置（レンジゲート位置）までの往復する時間を遅延し、設定された長さに対応する幅を有するサンプリングパルスをサンプルホールド回路６２に与えることによってなされ、オペレータが指定したレンジゲートの位置のドプラ信号が得られるようになっている。

こうして、高速フーリエ変換することによって得られたドプラスペクトルは、ＤＳＣ４１に供給される。そして、Ｂモードの画像データと共に、ドプラスペクトラムのデータは、標準ＴＶ走査方式の画像に合成・変換され、Ｄ／Ａ変換器４２を介して表示器４３に供給される。この結果、表示器４３には、診断部位のＢモード断層像とドプラスペクトラムとが、例えば分割表示される。

一方、周波数分析器６５からのドプラスペクトルは、ＰＲＦ／０Ｈｚ位置決定部７１にも供給される。ＰＲＦ／０Ｈｚ位置決定部７１では、次の３つのステップに従って、自動的にドプラスペクトラムを見やすいように調整が行われる。

第１ステップでは、先ず、各周波数軸に於いて、ある閾値以上のパワーの周波数の値が“０”、閾値以下のパワーの周波数の値が“１”となるようなｓＭＡＰを作成する。

例えば、図２に示されるようなドプラスペクトラムが存在した場合、時刻ｔ₁での周波数軸上のドプラスペクトラムは、図３のように示される。そして、閾値Ｔｈよりも大きければ“０”、小さければ“１”とすると、図４に示されるような、時刻ｔ₁でのｓＭＡＰが作成される。同様にして、図２に示される時間ｔ軸の全ての時刻について、このようなｓＭＡＰが作成される。

これを一定時間範囲の周波数軸に対して行い、それらの結果（ｓＭＡＰ）をＯＲ演算して、ＳＭＡＰを作成する。このＳＭＡＰの値が“１”の領域が、信号非存在領域である。

ここで、検出可能周波数範囲に対する信号非存在領域の占める割合を信号非存在比率と記すことにする。例えば、図２に示されるようなドプラスペクトラムでは、周波数ｆの全ての値が存在することから、全てのｓＭＡＰのＯＲ演算を行うと、図５に示されるようなＳＭＡＰになる（もちろん、このように２段階の処理を経ず、一気にＳＭＡＰを作成しても良い）。この場合、信号非存在比率は“０”である。

この信号非存在領域の中心は、ＳＭＡＰの重心位置を求めることで検出可能である。また、信号非存在領域の中心から周波数の上下方向に信号領域をサーチすることで、信号非存在領域（幅）を求めることができる。

信号非存在領域の重心から周波数の高い方向にＳＭＡＰの値が“０”になる周波数を探していき、最初に“０”になった周波数が信号の存在する周波数１、信号非存在領域の重心から周波数の低い方向にＳＭＡＰの値が“０”になる周波数を探していき、最初に“０”になった周波数が信号の存在する周波数２である。この周波数１から周波数２の間が信号非存在領域、その距離が信号非存在幅となる。

尚、ここでは最初に“０”になった周波数を検出するように説明したが、ノイズ等の影響を受けにくくするために、最初に数周波数分連続して“０”になった周波数を検出するようにしても良い。例えば、最初に連続した５周波数中３周波数が“０”になった周波数を検出するようにしても良い。

次いで、第２ステップでは、前記信号非存在比率が、設定された一定の範囲内の値になるように、コントローラ７３を介してサンプリングパルスを変化させてＰＲＦを変化させる。求められた信号非存在比率が、この範囲を越える場合にはＰＲＦを変化させる。つまり、求められた信号非存在比率がこの範囲を越える場合にはＰＲＦを小さくし、この範囲を下回る場合にはＰＲＦを大きくする。例えば、この範囲は０．２〜０．３等に設定される。

図２に示されるように、信号非存在領域が存在しない場合は、例えばＰＲＦを倍にして、図６に示されるドプラスペクトラムのように、信号が存在しない領域（信号非存在領域）ができるようしても良い。すると、図７に示されるようなＳＭＡＰを作成することができ、ここから最適なＰＲＦを求めることができる。

第３ステップでは、信号非存在領域の中心が周波数軸の上下端となるように、０Ｈｚ位置の移動を行う。

この０Ｈｚ位置の移動は、コントローラ７３を介してＤＳＣ４１で表示を制御するか、周波数分析器６５からの出力フォーマットを制御することによって行われる。例えば、図８に示されるように、ドプラスペクトラムが折り返すように表示されている場合、図９に示されるようなＳＭＡＰになる。そして、信号が存在しない領域の中心が両端にくるように０Ｈｚ位置の移動を行うことで、図１０に示されるような折り返しのないドプラスペクトラムが表示される。

この際、もしＰＲＧＦの変更と０Ｈｚ位置の移動を同時に行う必要がある場合には、ＰＲＦ変更後の信号非存在領域を計算によって求めた後に、０Ｈｚ位置の移動量を求める。この折り返しのないドプラスペクトラムの場合、図１１に示されるようなＳＭＡＰが作成される。また、この０Ｈｚの位置の移動は、信号存在領域の中心が周波数軸の上下端からある範囲以上ずれた場合に動作するようにしても良い。

このように、オペレータの煩わしい操作なく、検出可能周波数範囲に対する信号存在領域を検出することで、レート周波数、０Ｈｚ表示位置を自動的に設定することにより、オペレータの負担を軽減し、診断時間を著しく短縮できる。煩わしい操作はなく、折り返りのないスペクトラムが観察できる。

尚、前述した実施形態に於いて、第２ステップと第３ステップは同時に行うようにしても良い。

また、
信号存在比率＝１．０−信号非存在比率
として、前記制御を、信号存在比率を用いて行っても良い。

尚、前述した本機能のＯＮ／ＯＦＦするスイッチを、著得音波ドプラ診断装置に設けても良い。更に、交互段数を変化させても良い。

また、本実施形態では、ＰＲＦ／０Ｈｚ位置決定部７１の入力信号を周波数分析器６５の出力としたが、ＤＳＣ４１の出力を用いても良い。更に、第１ステップ前に、ＰＲＦを設定可能な最大に設定する手段を挿入しても良い。そして、ＰＲＦが変化した時に変化したことを示すマーカを表示させても良い。

更に、ＰＲＦ／０Ｈｚ位置決定部７１への入力信号全てを処理するのではなく、時間軸方向、または周波数軸方向に間引いたデータを用いて処理しても良い。

このように、本実施形態の超音波ドプラ診断装置によれば、ドプラスペクトラムの折り返りを検出して自動的にＰＲＦ及び０Ｈｚ位置という２つのパラメータを変化させ、折り返りを持たないドプラスペクトラムにすることによって、オペレータの負担を軽減し、診断時間を著しく短縮することができる。これにより、煩わしい操作はなく、折り返りのないスペクトラムを観察することができる。

以上、本発明の実施形態について説明したが、本発明は前述した実施形態以外にも、本発明の要旨を逸脱しない範囲で種々の変形実施が可能である。

更に、前述した実施形態には種々の段階の発明が含まれており、開示される複数の構成要件の適当な組合せにより種々の発明が抽出され得る。例えば、実施形態に示される全構成要件から幾つかの構成要件が削除されても、発明が解決しようとする課題の欄で述べた課題が解決でき、発明の効果の欄で述べられている効果が得られる場合には、この構成要件が削除された構成も発明として抽出され得る。

本発明の一実施形態に係る超音波ドプラ診断装置の構成を示すブロック図である。ドプラスペクトラムの一例を示す図である。図２の場合で、時刻ｔ₁での周波数軸上のドプラスペクトラムの一例を示す図である。時刻ｔ₁でのｓＭＡＰを示す図である。図２の場合のＳＭＡＰを示す図である。図２のような場合で、ＰＲＦを大きくしたときのドプラスペクトラムを示す図である。信号が存在しない領域がある場合のＳＭＡＰを示す図である。ドプラスペクトラムが折り返すように表示されている場合を示す図である。図８の場合のＳＭＡＰを示す図である。０Ｈｚ位置を移動させて、折り返しのないドプラスペクトラムを示す図である。折り返しのない場合のＳＭＡＰを示す図である。従来の超音波ドプラ診断装置の構成の一例を示すブロック図である。図１２の超音波ドプラ診断装置の動作を説明するためのタイミングチャートである。従来の周波数スペクトルパターンを示す図である。従来の折り返りが生じた周波数スペクトルパターンを示す図である。

符号の説明

２０…超音波ドプラ診断装置、２５…超音波プローブ（プローブ）、３０…電子走査部、３１…基準信号発生器、３５…加算器、３６…検波器、４１…デジタルスキャンコンバータ（ＤＳＣ）、４３…表示器、５１…ミキサ、５３…ローパスフィルタ、６０…ドプラスペクトラム演算部、６２…サンプルホールド（Ｓ／Ｈ）回路、６３…バンドパスフィルタ、６５…周波数分析器（ＦＦＴ）、７１…ＰＲＦ／０Ｈｚ位置決定部、７３…コントローラ、７５…操作パネル。

Claims

被検体内の運動体を含む診断部位との間で超音波ビームを送受信する送受信手段と、
前記送受信手段により得られた受信信号から所望のレンジゲートの位置の運動体に起因したドプラ信号を抽出する抽出手段と、
前記抽出手段により抽出されたドプラ信号に基づいて瞬時毎のスペクトラムから成るドプラスペクトラムを演算するスペクトラム演算手段と、
前記ドプラスペクトラムを表示する表示手段と、
前記ドプラスペクトラムに基づいて所定時間範囲内の複数の時刻に関する複数のｓＭＡＰを作成する手段であって、前記ｓＭＡＰ各々は、閾値以上のパワー値を有する周波数領域に対応する第１領域と前記閾値以下のパワー値を有する周波数領域に対応する第２領域とを有し、前記第１領域は前記ｓＭＡＰ各々において値０を有し、前記第２領域は前記ｓＭＡＰ各々において値１を有するｓＭＡＰ作成手段と、
前記複数のｓＭＡＰのＯＲ演算により前記所定時間範囲に関するＳＭＡＰを作成する手段であって、前記ＳＭＡＰは、値１を有する第１の信号非存在領域と値０を有する信号存在領域とを有するＳＭＡＰ作成手段と、
前記ＳＭＡＰに含まれる前記第１の信号非存在領域の重心を求め、前記ＳＭＡＰにおいて前記重心から周波数の上下方向に関して値が最初に０になる周波数間の領域を第２の信号非存在領域とする決定手段と、
前記重心が前記ドプラスペクトラムの表示領域の上下端に位置するように０Ｈｚ位置を調整する調整手段と、
を備える超音波ドプラ診断装置であって、
検出可能周波数範囲に対する前記第２の信号非存在領域の占める割合が一定範囲内にあるか否かを判定し、前記割合が前記一定範囲内にないと判定した場合、ＰＲＦを変更する変更手段をさらに備えることを特徴とする超音波ドプラ診断装置。
前記変更手段は、前記割合が前記一定範囲を超える場合、ＰＲＦを小さくし、前記割合が前記一定範囲に満たない場合、前記ＰＲＦを大きくする、請求項１に記載の超音波ドプラ診断装置。
前記ｓＭＡＰ作成手段は、前記ドプラスペクトラムを間引いて処理することを特徴とする請求項１に記載の超音波ドプラ診断装置。