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WO2005037104A1 - 超音波ドプラ血流測定装置 - Google Patents

超音波ドプラ血流測定装置 Download PDF

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WO2005037104A1
WO2005037104A1 PCT/JP2004/015289 JP2004015289W WO2005037104A1 WO 2005037104 A1 WO2005037104 A1 WO 2005037104A1 JP 2004015289 W JP2004015289 W JP 2004015289W WO 2005037104 A1 WO2005037104 A1 WO 2005037104A1
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WO
WIPO (PCT)
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blood flow
data
filter
flow velocity
interest
Prior art date
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Ceased
Application number
PCT/JP2004/015289
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English (en)
French (fr)
Inventor
Hisashi Hagiwara
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Panasonic Holdings Corp
Original Assignee
Matsushita Electric Industrial Co Ltd
Priority date (The priority date 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 date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Matsushita Electric Industrial Co Ltd filed Critical Matsushita Electric Industrial Co Ltd
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Priority to JP2005514806A priority patent/JP4562656B2/ja
Priority to EP04792506A priority patent/EP1683486B1/en
Priority to DE602004022697T priority patent/DE602004022697D1/de
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Ceased legal-status Critical Current

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    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/06—Measuring blood flow
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01S—RADIO DIRECTION-FINDING; RADIO NAVIGATION; DETERMINING DISTANCE OR VELOCITY BY USE OF RADIO WAVES; LOCATING OR PRESENCE-DETECTING BY USE OF THE REFLECTION OR RERADIATION OF RADIO WAVES; ANALOGOUS ARRANGEMENTS USING OTHER WAVES
    • G01S15/00—Systems using the reflection or reradiation of acoustic waves, e.g. sonar systems
    • G01S15/88—Sonar systems specially adapted for specific applications
    • G01S15/89—Sonar systems specially adapted for specific applications for mapping or imaging
    • G01S15/8906—Short-range imaging systems; Acoustic microscope systems using pulse-echo techniques
    • G01S15/8979—Combined Doppler and pulse-echo imaging systems
    • G01S15/8981—Discriminating between fixed and moving objects or between objects moving at different speeds, e.g. wall clutter filter

Definitions

  • the present invention relates to an ultrasonic Doppler blood flow measurement device that measures blood flow in a living body using the Doppler phenomenon of ultrasonic waves and displays an image of the measurement result in the medical field
  • the present invention relates to an ultrasonic Doppler blood flow measuring device for displaying an image related to blood flow velocity data in which aliasing occurs (color aliasing).
  • FIG. 5 is a block diagram showing an example of a configuration of an ultrasonic Doppler blood flow measuring device according to a conventional technique.
  • the ultrasonic Doppler blood flow measurement device has a probe 2 for transmitting and receiving ultrasonic waves to and from a living body. Via the probe 2, the blood flowing in the living body is irradiated with ultrasonic noise from the transmitting unit 1, and the probe 2 receives the echo of the ultrasonic pulse reflected by the blood again.
  • the echo of the ultrasonic pulse is converted into an electric signal by the probe 2 and supplied to the receiving unit 3, digitized and beamformed by the receiving unit 3, phase-detected by the phase detecting unit 4, and subjected to Doppler polarization due to blood flow. It becomes a Doppler shift signal including information on the shift.
  • the Doppler shift signal is supplied from the phase detection unit 4 to the wall filter 5, and the wall filter 5 removes unnecessary body tissue force signals, which are low-frequency signal components.
  • the blood flow information including blood flow velocity data, blood flow echo intensity data, blood flow velocity dispersion data, and the like is calculated in the velocity calculation unit 6.
  • the blood flow information is subjected to a smoothing process by a filter 7 and supplied to a digital scan converter (DSC: Digital Scan Converter) 8, where the DSC 8 performs coordinate conversion into a shape corresponding to the ultrasonic scanning.
  • DSC Digital Scan Converter
  • the envelope detection unit 9 sends a signal relating to the B-mode image (ultrasound tomographic image) to the DSC8.
  • Signal (B-mode signal) is supplied in the same manner.
  • the DSC 8 converts the supplied image data into a coordinate according to the ultrasonic scanning, mixes the B-mode signal with the blood flow information, and monitors the image data. A two-dimensional blood flow image is projected on 10.
  • the blood flow velocity data included in the blood flow information is data having a possibility that a turning phenomenon based on the Nyquist theorem may occur.
  • the filter processing in the filter 7 after the return is determined and corrected, the filter is processed at an arbitrary order. A method for performing a filtering process is disclosed.
  • Patent Document 1 JP-A-4-161146 (FIGS. 1 and 2)
  • Patent Document 1 the method of filtering blood flow velocity data disclosed in Patent Document 1 has a complicated return determination method and return correction method, and in order to realize this filter processing method, complicated hardware is required. There is a problem that a hardware configuration is required.
  • the present invention realizes filtering of blood flow velocity data with wrapping by a small-scale and simple algorithm so that the blood flow velocity smoothly changes spatially or temporally. It is an object of the present invention to provide an ultrasonic Doppler blood flow measurement device that performs such image display.
  • an ultrasonic Doppler blood flow measuring device of the present invention calculates a blood flow velocity value of blood in the subject from an echo signal of an ultrasonic pulse transmitted into the subject.
  • An ultrasonic Doppler blood flow measuring device having a blood flow velocity filter means for performing a filtering process for outputting blood flow,
  • the blood flow velocity filter means The blood flow velocity filter means,
  • Filter means for performing filter processing on the difference value
  • the point-of-interest blood flow velocity value is added to the filter processing result by the filter means. And an addition processing means.
  • the difference calculation means may include a continuous point blood flow velocity value of a point spatially continuous with the arbitrary point of interest, and the arbitrary point of blood flow. It is configured to calculate a difference value from the flow velocity value.
  • the difference calculation means may include a time-continuous blood flow velocity value at the arbitrary point of interest and a blood flow velocity value at the arbitrary point of interest. Is calculated.
  • the ultrasonic Doppler blood flow measuring device of the present invention performs a filtering process for calculating a blood flow velocity value of the blood in the test subject by the echo signal force of the ultrasonic pulse transmitted into the test subject.
  • An ultrasonic Doppler blood flow measurement device having a blood flow velocity filter means for performing a blood flow velocity filter means, wherein the blood flow velocity filter means determines a point of interest of an arbitrary point of interest from a blood flow velocity value supplied to the blood flow velocity filter means.
  • a difference calculating means for subtracting the blood flow velocity value and calculating the difference value, a filter means for performing a filter process on the difference value, and a filter processing result by the filter means, And an addition processing means for adding the blood flow velocity value.
  • FIG. 1 is a block diagram showing a configuration of an ultrasonic Doppler blood flow measuring device according to a first embodiment of the present invention.
  • FIG. 2 is a block diagram showing a detailed configuration of a spatial filter of the ultrasonic Doppler blood flow measuring device according to the first embodiment of the present invention.
  • FIG. 3 is a block diagram showing a configuration of an ultrasonic Doppler blood flow measuring device according to a second embodiment of the present invention.
  • FIG. 4 is a block diagram showing a detailed configuration of a frame filter of the ultrasonic Doppler blood flow measuring device according to the second embodiment of the present invention.
  • FIG. 5 is a block diagram showing an example of a configuration of an ultrasonic Doppler blood flow measuring device according to a conventional technique.
  • FIG. 1 is a block diagram showing the configuration of the ultrasonic Doppler blood flow measuring device according to the first embodiment of the present invention.
  • the ultrasonic Doppler blood flow measurement device shown in Fig. 1 has a transmitter 1, a probe 2, a receiver 3, a phase detector 4, an all-filter 5, a speed calculator 6, a digital scan converter (DSC). 8, an envelope detector 9, and a monitor 10.
  • the ultrasonic Doppler blood flow measuring device shown in FIG. 1 is provided with a spatial filter 20 instead of the force filter 7 having substantially the same configuration as the ultrasonic Doppler blood flow measuring device shown in FIG.
  • the components other than the spatial filter 20 are the same as those of the conventional ultrasonic Doppler blood flow measurement device shown in FIG. The description of the operation is omitted by citing the reference numerals.
  • FIG. 2 is a block diagram showing a detailed configuration of a spatial filter of the ultrasonic Doppler blood flow measuring device according to the first embodiment of the present invention.
  • the spatial filter 20 shown in Fig. 2 has latches 21, 22, 23 that can hold data, calo calculators 24, 25, 28, 29 that can add or subtract two data, and multiplication of two data.
  • Power ⁇ Has multipliers 26 and 27! Na
  • the adders 24 and 25 constitute a pre-processing unit (difference calculating unit) 41
  • the multipliers 26 and 27 and the adder 28 constitute a filter unit 42
  • the adder 29 constitutes a post-processing unit (addition processing unit) 43. I have.
  • Latches 21, 22, and 23 are arranged to hold data (blood flow velocity values) relating to a plurality of points of interest that are spatially continuous in the direction of the ultrasonic sound ray! Puru.
  • the input signal (blood flow velocity value) D31 related to the blood flow information from the velocity calculator 6 is supplied to the latch 21.
  • This input signal D31 includes data relating to an arbitrary point of interest, that is, at the time of measurement, an input signal relating to a point of interest that is spatially continuous in the sound ray direction of the ultrasonic wave (continuous point blood flow velocity value) D31 is continuously supplied, and the input signal D31 from the speed calculator 6 is continuously supplied to the latch 21.
  • the latch 21 holds the input signal D31 and latches the held data (for example, data relating to the immediately preceding point of interest) D32. 22 and an adder 24.
  • the latch 22 When the data D32 supplied from the latch 21 is supplied, the latch 22 also retains the data D32 and supplies the retained data D33 to the latch 23 and the adders 24, 25, and 29. I do. Furthermore, when the data D33 supplied from the latch 22 is also supplied, the latch 23 holds the data D33 and supplies the held data D34 to the adder 25. As a result, the data D32, D33, and D34 relating to the spatially continuous focus points are output from the latches 21, 22, and 23 to the preprocessing unit 41 at the same timing.
  • the output of the latch 21 is connected to the input of the calo calculator 24 on the addition side, and the output of the latch 22 is connected to the adder.
  • the outputs of the latch 23 are connected to the inputs of the adder 25 on the subtraction side, respectively.
  • the adder 24 receives the data D32 on the addition side and receives the data D33 from the subtraction side to perform an operation, and outputs the result of subtracting the data D33 from the data D32 to the multiplier 26 as data D35.
  • the adder 25 performs an operation by receiving the data D34 from the addition side and the data D33 from the subtraction side, and outputs the result obtained by subtracting the data D33 from the data D34 to the multiplier 27 as data D36. .
  • Multipliers 26 and 27 perform filtering coefficients set for the supplied data, respectively. Are multiplied and output. Therefore, the multiplier 26 multiplies the data D35 supplied from the adder 24 by the filter coefficient kl and outputs data D37, and the multiplier 27 outputs the data D36 supplied from the adder 25. , And multiply by the filter coefficient k3 to output data D38.
  • the calo calculator 28 receives the data D37 and D38 from the multipliers 26 and 27, adds these data, and outputs the addition result to the adder 29 as data D39. And power! The calculator 29 receives the data D33 from the latch 22 and the data D39 from the adder 28, adds these data, and outputs the addition result to the DSC 8 as data D40.
  • Spatial filter 20 in the present embodiment is a one-dimensional filter, and is a second-order filter (a filter having two filter coefficients). That is, in the present embodiment, the point of interest is set to the data (target sample data or target point blood flow velocity value) D33 output from the latch 22, and the pre-processing unit 41 including the adders 24 and 25 performs the target point.
  • the point-of-interest sample data D33 is subtracted by the continuous point blood flow velocity values (data D32, D34) that are successively before and after the point of interest, and the data D35, Generate D36.
  • the combination of the pre-processing unit 41, the filter unit 42, and the post-processing unit 43 operates as a secondary FIR (Finite duration Impulse-Response) finalizer.
  • FIR Finite duration Impulse-Response
  • FIG. 2 can be regarded as a second-order FIR filter having the following transfer function H (z). [0025] [Equation 2]
  • z ′′ (— n) is an operator indicating an n-stage delay element.
  • This FIR filter has a low-pass filter characteristic to remove random noise having high frequency components.
  • all coefficients are positive numbers for a second-order FIR filter.
  • the adders 24 and 25 perform, for example, fixed-point arithmetic, and the data format of the output is the same as the data format of the input data, and the carry bit of the addition result is discarded (ignored). For example, if the input is in 8-bit two's complement format, the output is also in 8-bit two's complement format.
  • the data D35 is calculated as a difference value between the data D32 and the sample data of interest D33 under the condition that the speed difference between the data is smaller than the speed difference at which folding occurs.
  • the data D36 is calculated as a difference value between the data D34 and the sample data of interest D33 under the condition that the speed difference between the data is smaller than the speed difference at which the turning back occurs.
  • one of the continuous point blood flow velocity values (three data D32, D33, and D34) supplied to the secondary FIR filter is converted into one sample data of interest (for example, data (D33), filter calculation is performed assuming that the speed difference between the blood flow speed value related to the sample data of interest and the blood flow speed value related to the other data is smaller than the speed difference that causes aliasing. Becomes possible. Therefore, at the same time (within the same image), after filtering the difference value for an arbitrary central pixel, the data relating to the arbitrary central pixel is added again to obtain data relating to a desired blood flow velocity value. It is possible to reduce spatial random noise. Note that the first Although the embodiment is an example of realizing a one-dimensional second-order filter, it is also possible to similarly extend a one-dimensional and two-dimensional filter to a higher-order filter.
  • the spatial filter 20 includes a pre-processing unit 41 for performing a filtering process, a filtering unit 42 for performing a filtering process, and a post-processing unit 43 for adding the sample data D33 of interest to the output data D39 after the filtering process by the filtering unit 42.
  • This makes it possible to filter spatially continuous blood flow velocity data (continuous point blood flow velocity values) in the sound ray direction of ultrasonic waves without being affected by aliasing, and to achieve spatial smoothness. It is possible to provide a simple blood flow velocity image.
  • FIG. 3 is a block diagram showing a configuration of an ultrasonic Doppler blood flow measuring device according to the second embodiment of the present invention.
  • the ultrasonic Doppler blood flow measuring device according to the second embodiment of the present invention shown in FIG. 3 replaces the spatial filter 20 of the ultrasonic Doppler blood flow measuring device according to the first embodiment of the present invention, The difference is that a frame filter 50 is provided.
  • the components other than the frame filter 50 are the same as those of the conventional ultrasonic Doppler blood flow measuring device shown in FIGS. And the description of the operation is omitted.
  • FIG. 4 is a block diagram showing a detailed configuration of a frame filter of the ultrasonic Doppler blood flow measuring device according to the second embodiment of the present invention.
  • the frame filter 50 shown in FIG. 4 differs from the spatial filter 20 shown in FIG. 2 in that frame memories 52 and 53 are provided instead of the latches 22 and 23.
  • the components other than the frame memories 52 and 53 are the same as the components of the spatial filter 20 shown in FIG. Is omitted.
  • the input signal D61 related to the blood flow information from the speed calculator 6 is supplied to the latch 21.
  • This input signal D61 includes data relating to an arbitrary point of interest, that is, At the time of measurement, an input signal (blood flow velocity value) D61 related to a point of interest that is continuous in the sound ray direction of the ultrasonic wave is continuously supplied, and the input signal D61 from the velocity calculation unit 6 is continuously supplied to the latch 21. Supplied.
  • the latch 21 holds the input signal D61 and stores the held data (for example, data related to the immediately preceding point of interest) D62 in the frame memory. 52 and adder 24.
  • the input signal D61 related to the blood flow information from the speed calculator 6 is supplied to the latch 21 and further supplied to the frame memory 52 as data D62.
  • the frame memory 52 holds the data D62 supplied from the latch 21 and outputs the data D63 one frame before in the same part.
  • the frame memory 53 holds the data D63 output from the frame memory 52 and outputs the data D64 one frame earlier (two frames earlier than the data D62) in the same part. This allows latch 21, frame memory 5
  • D64 (that is, a temporally continuous blood flow velocity value at an arbitrary point of interest) is output to the preprocessing unit 41 at the same timing.
  • the data D63 is used as sample data of interest (point-of-interest blood flow velocity value), and the pre-processing unit 41, the filter unit 42, and the post-processing unit 43 use the same data as in the first embodiment. Processing is performed.
  • one of the three data D62, D63, and D64 supplied to the second-order FIR filter is regarded as sample data of interest (for example, data D63), and is associated with the sample data of interest. It is possible to perform a filter operation on the assumption that the speed difference between the blood flow speed value and the blood flow speed values related to the other data is smaller than the speed difference at which aliasing occurs. Therefore, after filtering the difference value between the data relating to the blood flow velocity value at an arbitrary time and the data relating to the blood flow velocity values that are temporally adjacent to each other at the same part, the blood flow velocity value at the predetermined time is again determined. It is possible to acquire data relating to a desired blood flow velocity value by adding data relating to values, and it is possible to reduce temporal random noise between a plurality of temporally consecutive images.
  • the ultrasonic Doppler blood flow measuring device in the second embodiment of the present invention subtraction based on the sample data of interest D63 is performed on all supplied data.
  • the frame filter 50 having the post-processing unit 43 for adding the sample data of interest D63 to the output data after the filter processing the time of the same portion in the sound ray direction of the ultrasonic wave can be obtained without being affected by aliasing. It is possible to perform filtering processing on blood flow velocity data that is continuous in time (a temporally continuous blood flow velocity value at an arbitrary point of interest), and it is possible to provide a blood flow velocity image that changes smoothly in time. It becomes possible.
  • the extension to a higher-order frame filter than in the example of realizing the second-order frame filter can be similarly performed.
  • the frame filter 50 may be installed between the monitor DSC 10 and the force DSC 8 provided between the force speed calculation unit 6 and the DSC 8. .
  • the ultrasonic Doppler blood flow measurement device having the spatial filter 20 is independently provided, and in the second embodiment, the ultrasonic Doppler blood flow measurement device having the frame filter 50 is provided independently.
  • both the spatial filter 20 and the frame filter 50 can be provided in the ultrasonic Doppler blood flow measuring device.
  • the spatial filter 20 and the frame filter 50 can be realized by software constituted by hardware. Industrial applicability
  • the ultrasonic Doppler blood flow measuring device realizes filtering of blood flow velocity data with aliasing by a small-scale and simple algorithm, so that the blood flow smoothly changes spatially or temporally.
  • the present invention is particularly applicable to a technique for color-displaying an image related to blood flow velocity data in which a folding phenomenon occurs.

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Abstract

　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技術が開示され、その技術によれば超音波ドプラ法を利用して被検生体中の血液の血流速度に係る画像表示を行う際、前処理部（差分算出部）４１において、任意の着目点のデータＤ３３と、その着目点と空間的に前後する点のデータＤ３２、Ｄ３４との差分値を算出する。そして、フィルタ部４２において、これらの差分値に対してフィルタ処理を行った後、後処理部（加算処理部）４３において、フィルタ処理後のデータＤ３９と任意の着目点のデータＤ３３とを加算する。これにより、折り返し現象が発生する速度差よりも小さな速度差であることを仮定したフィルタ処理を行うことが可能となり、折り返しの影響を受けずに、超音波の音線方向の血流速度値のフィルタ処理を行うことが可能となる。

Description

明 細 書
超音波ドプラ血流測定装置
技術分野
[0001] 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。
背景技術
[0002] 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 、る。
[0003] 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プロ 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 る血液に超音波ノ 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。
[0004] 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力 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によって平滑ィ匕処理されて、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。
[0005] 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 查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。
[0006] 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。
特許文献 1 :特開平 4-161146号公報（図 1、図 2)
発明の開示
発明が解決しょうとする課題
[0007] 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。
[0008] 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。
課題を解決するための手段
[0009] 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。
[0010] 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 力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。
[0011] 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。
発明の効果
[0012] 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ェ コー信号力 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 、、滑らかな血流速度に係る画像表示 を実現すると 、う効果を有して 、る。
図面の簡単な説明 [0013] [図 1]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 2]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 3]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。
[図 4]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。
[図 5]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。
発明を実施するための最良の形態
[0014] 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 ブラ血流測定装置について説明する。
[0015] <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、ゥ オールフィルタ 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 る力 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。
[0016] 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カロ 算器 24、 25、 28、 29、 2つのデータの乗算力 ^可會な乗算器 26、 27を有して!/ヽる。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。
[0017] 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！ヽる。 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 D 31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 D3 1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。
[0018] 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。
[0019] また、ラッチ 21、 22、 23とカロ算器 24、 25との間において、ラッチ 21の出力はカロ算 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、加算側力もデータ D32を、減算側から データ D33をそれぞれ受けて演算を行 、、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。
[0020] 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 kl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。カロ算器 28は、乗算器 26、 27力らデータ 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、力！]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。
[0021] 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 D3 5、 D36を生成する。
[0022] 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)フイノレタとして動作する。
本実施の形態のフィルタ動作にっ 、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、
[0023] [数 1]
D40=D39+D33
D40-D37+D38+D33
D40=kl *D35+k3*D36+ 33
D40=kl* (D32-D33) +k 3 * (D34-D33) +D 33
D40 = kl*D32+ (1 -k 1-k 3) *D33+k 3 *D34 - - ■式 1
[0024] 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フィルタと見なすこと ができる。 [0025] [数 2]
H (z) =k 1+ (1-k l-k3) z " (—1) +k 3 z " (一 2) · ■ ■式 2
[0026] 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、全ての係数を正 の数とするのが好適で、
[0027] [数 3]
0<k l 力、つ 0く k3 かつ kl+k3<l ■ ■ ·式 3
[0028] と設定するのが好ましい。
[0029] 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。
[0030] 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つたが、 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。
[0031] 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 4 3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。
[0032] <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。
[0033] 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 5 0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 2 0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。
[0034] 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。
[0035] 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 5
2、 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、 D6
3、 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 、て、上記の第 1の実施の形態と同一の処理が行われる。
[0036] 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。
[0037] 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力 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。
[0038] なお、上記の第 2の実施の形態では、フレームフィルタ 50力 速度演算部 6と DSC 8との間に設けられている力 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 エアによって構成されている力 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 トウエアで実現することも可能である。 産業上の利用可能性
[0039] 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。

Claims

請求の範囲
[1] 被検生体中に送信した超音波パルスのエコー信号力 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。
[2] 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。
[3] 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。
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