JP6188594B2 - 超音波診断装置、画像処理装置及び画像処理方法 - Google Patents

Description

本発明の実施形態は、超音波診断装置、画像処理装置及び画像処理方法に関する。

従来、超音波診断装置は、生体の血流の観察や診断を行なうために広く用いられている。超音波診断装置は、ドプラ（Doppler）効果に基づくドプラ法により、超音波の反射波から血流情報の生成及び表示を行なう。超音波診断装置により生成表示される血流情報としては、カラードプラ画像や、ドプラ波形（ドプラスペクトラム）等がある。

カラードプラ画像は、カラーフローマッピング（ＣＦＭ：Color Flow Mapping）法により撮像化される超音波画像である。ＣＦＭ法では、超音波の送受信が複数の走査線上で複数回行なわれる。そして、ＣＦＭ法では、同一位置のデータ列に対してＭＴＩ(Moving Target Indicator)フィルタを掛けることで、静止している組織、或いは、動きの遅い組織に由来する信号（クラッタ信号）を抑制して、血流に由来する信号を抽出する。そして、ＣＦＭ法では、この血流信号から血流の速度、血流の分散、血流のパワー等の血流情報を推定し、推定結果の分布を、例えば、２次元でカラー表示した超音波画像（血流像、カラードプラ画像）を表示する。通常、血流情報は、Ｂモード画像（組織像）に重畳表示される。例えば、血流が存在する部分は、血流像が表示され、血流が存在しない部分は、Ｂモード画像が表示される。このため、血流像を表示する際には、血流が存在しているか、存在していないかを判定する処理が必要となる。

かかる判定処理を行なう方法として、最も一般的な方法は、血流信号のパワー値が、所定の一定値以下の場合、当該血流信号をノイズと判定し、表示しない方法である。クラッタ信号は、ＭＴＩフィルタにより抑圧されて小さな値になるので、パワー値を用いた判定処理により、クラッタ信号は、表示されなくなる。しかし、臓器の壁や骨等、強反射体の組織からの信号は、振幅が大ききために、当該組織の動きが遅いのにも関わらず、ＭＴＩフィルタの通過後も、残存してしまう場合がある。かかる場合、強反射体からの信号は、あたかも血流のように表示されてしまう。

このため、出力信号の速度を調べ、速度が遅い場合には、当該出力信号が血流由来の信号ではないと判断して表示しないという方法も知られている。かかる方法は、ＭＴＩフィルタとして、バタワース型のＨＰＦ（High Pass Filter）特性を有するＩＩＲ（Infinite Impulse Response）フィルタを用いる場合、以下の理由により、ある程度有効である。すなわち、過渡応答対策が必要な有限長のパケットサイズの場合、ＩＩＲフィルタの特性が良くないために、強反射体からの信号は、残存する。これにより、パケット内での平均速度が遅くなり、平均速度は、表示しない速度に対応する下限閾値以下になる。

ここで、近年、ＭＴＩフィルタとして、多項式回帰フィルタ（Polynomial Regression Filter）や、適応型ＭＴＩフィルタである「Eigenvector Regression Filter」が用いられるようになっている。これらのフィルタは、バタワース型のＩＩＲフィルタに比べて小さなパケットサイズでも、効率的にクラッタ信号を抑圧することができる。すなわち、これらのフィルタは、強反射体からの信号を血流信号のレベルまで抑圧することができる。しかし、クラッタ抑圧能には限界があるので、これらのフィルタでも、強反射体からの信号をノイズのレベルまで抑圧することはできない。バタワース型フィルタが線形位相特性を持っているのに対して、多項式回帰フィルタや「Eigenvector Regression Filter」は、位相特性が線形でない。このため、これらのフィルタの出力信号から速度を推定した場合、クラッタのように遅い信号であっても推定した速度が比較的高い値に出る傾向があり、上記の方法により、速度が小さい信号を除外しても、強反射体からの信号が残存し、強反射体の組織に血流が存在するような画像が表示される場合があった。

Bjaerum, Torp, Kristoffersen, "Clutter Filters Adapted to Tissue Motion in Ultrasound Color Flow Imaging", IEEE Transactions on Ultrasonics, Ferroelectrics, Frequency Control, vol.49, pp.693-704, June, 2002

本発明が解決しようとする課題は、強反射体の組織に由来する信号が血流として表示されることを回避できる超音波診断装置、画像処理装置及び画像処理方法を提供することである。

実施形態の超音波診断装置は、フィルタ処理部と、設定部と、推定部と、画像生成部と、制御部とを備える。フィルタ処理部は、複数回の超音波送受信により収集された同一位置の反射波データのデータ列を入力データとし、当該入力データに対してフィルタ処理を行なって、クラッタ成分が抑制された出力データを出力する。設定部は、前記入力データのパワー値と前記出力データのパワー値とに基づいて、補正値を設定する。推定部は、前記出力データと前記補正値とを用いて、補正された血流情報を求める。画像生成部は、前記血流情報に基づいて、超音波画像データを生成する。制御部は、前記超音波画像データを表示部に表示させる。

図１は、本実施形態に係る超音波診断装置の構成例を示すブロック図である。 図２Ａは、従来技術を説明するための図（１）である。 図２Ｂは、従来技術を説明するための図（２）である。 図３は、従来技術を説明するための図（３）である。 図４は、本実施形態に係るドプラ処理部の処理を説明するための図である。 図５は、設定部が用いる最大値フィルタの一例を示す図である。 図６は、補正値の一例を示す図である。 図７は、本実施形態の効果を説明するための図（１）である。 図８は、本実施形態の効果を説明するための図（２）である。 図９は、本実施形態の効果を説明するための図（３）である。 図１０は、本実施形態の効果を説明するための図（４）である。 図１１は、本実施形態に係る超音波診断装置が行なう処理の一例を説明するためのフローチャートである。

以下、添付図面を参照して、超音波診断装置の実施形態を詳細に説明する。

（実施形態）
まず、本実施形態に係る超音波診断装置の構成について説明する。図１は、本実施形態に係る超音波診断装置の構成例を示すブロック図である。図１に例示するように、本実施形態に係る超音波診断装置は、超音波プローブ１と、モニタ２と、入力装置３と、装置本体１０とを有する。

超音波プローブ１は、超音波の送受信を行なうために、装置本体１０に接続される。超音波プローブ１は、例えば、複数の圧電振動子を有し、これら複数の圧電振動子は、後述する装置本体１０が有する送受信部１１から供給される駆動信号に基づき超音波を発生する。また、超音波プローブ１が有する複数の圧電振動子は、被検体Ｐからの反射波を受信して電気信号に変換する。また、超音波プローブ１は、圧電振動子に設けられる整合層と、圧電振動子から後方への超音波の伝播を防止するバッキング材等を有する。なお、超音波プローブ１は、装置本体１０と着脱自在に接続される。

超音波プローブ１から被検体Ｐに超音波が送信されると、送信された超音波は、被検体Ｐの体内組織における音響インピーダンスの不連続面で次々と反射され、反射波信号として超音波プローブ１が有する複数の圧電振動子にて受信される。受信される反射波信号の振幅は、超音波が反射される不連続面における音響インピーダンスの差に依存する。なお、送信された超音波パルスが、移動している血流や心臓壁等の表面で反射された場合の反射波信号は、ドプラ効果により、移動体の超音波送信方向に対する速度成分に依存して、周波数偏移を受ける。

なお、本実施形態は、超音波プローブ１が、被検体Ｐを２次元で走査する１Ｄアレイプローブであっても、被検体Ｐを３次元で走査するメカニカル４Ｄプローブや２Ｄアレイプローブであっても適用可能である。

入力装置３は、マウス、キーボード、ボタン、パネルスイッチ、タッチコマンドスクリーン、フットスイッチ、トラックボール、ジョイスティック等を有する。入力装置３は、超音波診断装置の操作者からの各種設定要求を受け付け、装置本体１０に対して受け付けた各種設定要求を転送する。

モニタ２は、超音波診断装置の操作者が入力装置３を用いて各種設定要求を入力するためのＧＵＩ（Graphical User Interface）を表示したり、装置本体１０において生成された超音波画像データ等を表示したりする。

装置本体１０は、超音波プローブ１が受信した反射波信号に基づいて超音波画像データを生成する装置である。図１に示す装置本体１０は、２次元の反射波信号に基づいて２次元の超音波画像データを生成可能であり、３次元の反射波信号に基づいて３次元の超音波画像データを生成可能な装置である。ただし、本実施形態は、装置本体１０が、２次元データ専用の装置である場合であっても適用可能である。

装置本体１０は、図１に例示するように、送受信部１１と、バッファ１２と、Ｂモード処理部１３と、ドプラ処理部１４と、画像生成部１５と、画像メモリ１６と、内部記憶部１７と、制御部１８とを有する。

送受信部１１は、後述する制御部１８の指示に基づいて、超音波プローブ１が行なう超音波送受信を制御する。送受信部１１は、パルス発生器、送信遅延回路、パルサ等を有し、超音波プローブ１に駆動信号を供給する。パルス発生器は、所定の繰り返し周波数（ＰＲＦ：Pulse Repetition Frequency）で送信超音波を形成するためのレートパルスを繰り返し発生する。また、送信遅延回路は、超音波プローブ１から発生される超音波をビーム状に集束し、かつ送信指向性を決定するために必要な圧電振動子ごとの遅延時間を、パルス発生器が発生する各レートパルスに対し与える。また、パルサは、レートパルスに基づくタイミングで、超音波プローブ１に駆動信号（駆動パルス）を印加する。すなわち、送信遅延回路は、各レートパルスに対し与える遅延時間を変化させることで、圧電振動子面から送信される超音波の送信方向を任意に調整する。

なお、送受信部１１は、後述する制御部１８の指示に基づいて、所定のスキャンシーケンスを実行するために、送信周波数、送信駆動電圧等を瞬時に変更可能な機能を有している。特に、送信駆動電圧の変更は、瞬間にその値を切り替え可能なリニアアンプ型の発信回路、又は、複数の電源ユニットを電気的に切り替える機構によって実現される。

また、送受信部１１は、アンプ回路、Ａ／Ｄ（Analog／Digital）変換器、受信遅延回路、加算器、直交検波回路等を有し、超音波プローブ１が受信した反射波信号に対して各種処理を行って反射波データを生成する。アンプ回路は、反射波信号をチャンネル毎に増幅してゲイン補正処理を行う。Ａ／Ｄ変換器は、ゲイン補正された反射波信号をＡ／Ｄ変換する。受信遅延回路は、デジタルデータに受信指向性を決定するのに必要な受信遅延時間を与える。加算器は、受信遅延回路により受信遅延時間が与えられた反射波信号の加算処理を行う。加算器の加算処理により、反射波信号の受信指向性に応じた方向からの反射成分が強調される。

そして、直交検波回路は、加算器の出力信号をベースバンド帯域の同相信号（Ｉ信号、Ｉ：In-pahse）と直交信号（Ｑ信号、Ｑ：Quadrature-phase）とに変換する。そして、直交検波回路は、Ｉ信号及びＱ信号（以下、ＩＱ信号と記載する）を反射波データとして、バッファ１２に格納する。なお、直交検波回路は、加算器の出力信号を、ＲＦ（Radio Frequency）信号に変換した上で、バッファ１２に格納してもよい。

送受信部１１は、被検体Ｐを２次元走査する場合、超音波プローブ１から２次元の超音波ビームを送信させる。そして、送受信部１１は、超音波プローブ１が受信した２次元の反射波信号から２次元の反射波データを生成する。また、送受信部１１は、被検体Ｐを３次元走査する場合、超音波プローブ１から３次元の超音波ビームを送信させる。そして、送受信部１１は、超音波プローブ１が受信した３次元の反射波信号から３次元の反射波データを生成する。

バッファ１２は、送受信部１１が生成した反射波データ（Ｉ／Ｑ信号）を一時的に記憶するバッファである。具体的には、バッファ１２は、数フレーム分のＩ／Ｑ信号、又は、数ボリューム分のＩ／Ｑ信号を記憶する。例えば、バッファ１２は、ＦＩＦＯ（First-In/First-Out）メモリであり、所定フレーム分のＩ／Ｑ信号を記憶する。そして、例えば、バッファ１２は、新たに１フレーム分のＩ／Ｑ信号が送受信部１１にて生成された場合、生成時間が最も古い１フレーム分のＩ／Ｑ信号を破棄して、新たに生成された１フレーム分のＩ／Ｑ信号を記憶する。

Ｂモード処理部１３及びドプラ処理部１４は、送受信部１１が反射波信号から生成した反射波データに対して、各種の信号処理を行なう信号処理部である。Ｂモード処理部１３は、バッファ１２から読み出した反射波データ（Ｉ／Ｑ信号）に対して、対数増幅、包絡線検波処理、対数圧縮などを行なって、複数のサンプル点それぞれの信号強度が輝度の明るさで表現されるデータ（Ｂモードデータ）を生成する。

ドプラ処理部１４は、バッファ１２から読み出した反射波データを周波数解析することで、走査範囲内にある移動体のドプラ効果に基づく運動情報を抽出したデータ（ドプラデータ）を生成する。具体的には、ドプラ処理部１４は、移動体の運動情報として、平均速度、平均分散値、平均パワー値等を、複数のサンプル点それぞれでドプラデータを生成する。ここで、移動体とは、例えば、血流や、心壁等の組織、造影剤である。本実施形態に係るドプラ処理部１４は、血流の運動情報（血流情報）として、血流の平均速度、血流の平均分散値、血流の平均パワー値等を、複数のサンプル点それぞれで推定する。そして、ドプラ処理部１４は、推定した血流情報をドプラデータとして出力する。

上記のドプラ処理部１４の機能を用いて、本実施形態に係る超音波診断装置は、カラーフローマッピング法（ＣＦＭ：Color Flow Mapping）とも呼ばれるカラードプラ法を実行可能である。ＣＦＭ法では、超音波の送受信が複数の走査線上で複数回行なわれる。かかる超音波送受信により得られる同一位置からの反射波信号（反射波データ）のデータ列は、パケットと呼ばれる。パケットサイズは、１フレームの血流情報を得るために同一方向で行なわれる超音波送受信の回数となる。

そして、ＣＦＭ法では、同一位置のデータ列に対してＭＴＩ(Moving Target Indicator)フィルタを掛けることで、静止している組織、或いは、動きの遅い組織に由来する信号（クラッタ信号）を抑制して、血流に由来する信号を抽出する。そして、ＣＦＭ法では、この血流信号から血流の速度、血流の分散、血流のパワー等の血流情報を推定する。後述する画像生成部１５は、推定結果の分布を、例えば、２次元でカラー表示した超音波画像データ（カラードプラ画像データ）を生成する。そして、モニタ２は、カラードプラ画像データを表示する。

ドプラ処理部１４は、ドプラデータの生成処理を行なうための処理部として、ＣＴＢ１４１と、フィルタ処理部１４２と、推定部１４３と、判定部１４５とを有する。ＣＴＢ１４１は、「Corner Turning Buffer」であり、バッファ１２から、反射波データの時系列のデータ列を、一時的に記憶する。具体的には、ＣＴＢ１４１は、後段の処理が円滑に実行されるように、反射波データのデータ列を時系列に沿った順番で、走査線ごとに並べ替えて格納する。かかる並べ替えは、例えば、後述する制御部１８の指示を受け付けた制御回路（図示せず）により行なわれる。

フィルタ処理部１４２は、入力データである同一位置のデータ列に対してＭＴＩフィルタ処理を行なって、クラッタ成分が抑制された出力データを出力する。出力データは、血流成分が抽出された出力データである。推定部１４３は、出力データから血流情報を推定する。判定部１４５は、血流情報が、血流に由来する情報であるのか、組織に由来する情報であるのかを判定する。判定部１４５は、血流に由来する情報であると判定した血流情報を、ドプラデータとして出力する。

そして、本実施形態に係るドプラ処理部１４は、図１に示すように、設定部１４４を有する。設定部１４４は、血流情報のゲイン補正を行なうための補正値（補正係数）を設定するための処理部である。例えば、設定部１４４は、計算処理により、かかる補正値を設定するための処理部である。なお、設定部１４４が行なう処理については、フィルタ処理部１４２、推定部１４３及び判定部１４５が行なう処理とともに、後に詳述する。

ここで、図１に例示するＢモード処理部１３及びドプラ処理部１４は、２次元の反射波データ及び３次元の反射波データの両方について処理可能である。すなわち、Ｂモード処理部１３は、２次元の反射波データから２次元のＢモードデータを生成し、３次元の反射波データから３次元のＢモードデータを生成する。また、ドプラ処理部１４は、２次元の反射波データから２次元のドプラデータを生成し、３次元の反射波データから３次元のドプラデータを生成する。

画像生成部１５は、Ｂモード処理部１３及びドプラ処理部１４が生成したデータから超音波画像データを生成する。画像生成部１５は、Ｂモード処理部１３が生成した２次元のＢモードデータから反射波の強度を輝度で表した２次元Ｂモード画像データを生成する。また、画像生成部１５は、ドプラ処理部１４が生成した２次元のドプラデータから血流情報が映像化された２次元ドプラ画像データを生成する。２次元ドプラ画像データは、速度画像データ、分散画像データ、パワー画像データ、又は、これらを組み合わせた画像データである。画像生成部１５は、ドプラ画像データとして、血流情報がカラーで表示されるカラードプラ画像データを生成したり、１つの血流情報がグレースケールで表示されるドプラ画像データを生成したりする。

ここで、画像生成部１５は、一般的には、超音波走査の走査線信号列を、テレビ等に代表されるビデオフォーマットの走査線信号列に変換（スキャンコンバート）し、表示用の超音波画像データを生成する。具体的には、画像生成部１５は、超音波プローブ１による超音波の走査形態に応じて座標変換を行なうことで、表示用の超音波画像データを生成する。また、画像生成部１５は、スキャンコンバート以外に、種々の画像処理として、例えば、スキャンコンバート後の複数の画像フレームを用いて、輝度の平均値画像を再生成する画像処理（平滑化処理）や、画像内で微分フィルタを用いる画像処理（エッジ強調処理）等を行なう。また、画像生成部１５は、超音波画像データに、種々のパラメータの文字情報、目盛り、ボディーマーク等を合成する。

すなわち、Ｂモードデータ及びドプラデータは、スキャンコンバート処理前の超音波画像データであり、画像生成部１５が生成するデータは、スキャンコンバート処理後の表示用の超音波画像データである。なお、Ｂモードデータ及びドプラデータは、生データ（Raw Data）とも呼ばれる。画像生成部１５は、スキャンコンバート処理前の２次元超音波画像データから、表示用の２次元超音波画像データを生成する。

更に、画像生成部１５は、Ｂモード処理部１３が生成した３次元のＢモードデータに対して座標変換を行なうことで、３次元Ｂモード画像データを生成する。また、画像生成部１５は、ドプラ処理部１４が生成した３次元のドプラデータに対して座標変換を行なうことで、３次元ドプラ画像データを生成する。画像生成部１５は、「３次元のＢモード画像データや３次元ドプラ画像データ」を「３次元超音波画像データ（ボリュームデータ）」として生成する。

更に、画像生成部１５は、ボリュームデータをモニタ２にて表示するための各種の２次元画像データを生成するために、ボリュームデータに対してレンダリング処理を行なう。画像生成部１５が行なうレンダリング処理としては、例えば、断面再構成法（ＭＰＲ：Multi Planer Reconstruction）を行なってボリュームデータからＭＰＲ画像データを生成する処理がある。また、画像生成部１５が行なうレンダリング処理としては、例えば、３次元の情報を反映した２次元画像データを生成するボリュームレンダリング（ＶＲ：Volume Rendering）処理がある。

画像メモリ１６は、画像生成部１５が生成した表示用の画像データを記憶するメモリである。また、画像メモリ１６は、Ｂモード処理部１３やドプラ処理部１４が生成したデータを記憶することも可能である。画像メモリ１６が記憶するＢモードデータやドプラデータは、例えば、診断の後に操作者が呼び出すことが可能となっており、画像生成部１５を経由して表示用の超音波画像データとなる。また、画像メモリ１６は、送受信部１１が出力した反射波データを記憶することも可能である。

内部記憶部１７は、超音波送受信、画像処理及び表示処理を行なうための制御プログラムや、診断情報（例えば、患者ＩＤ、医師の所見等）や、診断プロトコルや各種ボディーマーク等の各種データを記憶する。また、内部記憶部１７は、必要に応じて、画像メモリ１６が記憶する画像データの保管等にも使用される。また、内部記憶部１７が記憶するデータは、図示しないインターフェースを経由して、外部装置へ転送することができる。また、内部記憶部１７は、外部装置から図示しないインターフェースを経由して転送されたデータを記憶することも可能である。

制御部１８は、超音波診断装置の処理全体を制御する。具体的には、制御部１８は、入力装置３を介して操作者から入力された各種設定要求や、内部記憶部１７から読込んだ各種制御プログラム及び各種データに基づき、送受信部１１、Ｂモード処理部１３、ドプラ処理部１４及び画像生成部１５の処理を制御する。例えば、制御部１８は、送受信部１１を介して超音波プローブ１を制御することで、超音波走査の制御を行なう。

また、制御部１８は、画像メモリ１６や内部記憶部１７が記憶する表示用の超音波画像データをモニタ２にて表示するように制御する。なお、装置本体１０に内蔵される送受信部１１等は、集積回路などのハードウェアで構成されることもあるが、ソフトウェア的にモジュール化されたプログラムである場合もある。

以上、本実施形態に係る超音波診断装置の全体構成について説明した。かかる構成のもと、本実施形態に係る超音波診断装置は、ＣＦＭ法により、血流像データ（ドプラ画像データ）を生成表示する。通常、ＣＦＭ法で生成されるドプラ画像データは、組織の形態が描出されるＢモード画像データに重畳表示される。例えば、ドプラモードでの走査範囲は、Ｂモードでの走査範囲の中に設定される。重畳表示を行なう場合、例えば、ドプラモードでの走査範囲で血流が存在する部分は、ドプラ画像データが表示され、当該走査範囲で血流が存在しない部分は、Ｂモード画像データが表示される。このため、ドプラ画像データを表示する際には、血流が存在しているか、存在していないかを判定する処理が必要となる。

かかる判定処理を行なう方法として、最も一般的な方法は、血流信号のパワー値が、所定の一定値以下の場合、当該血流信号をノイズと判定し、表示しない方法である。クラッタ信号は、ＭＴＩフィルタにより抑圧されて小さな値になるので、パワー値を用いた判定処理により、クラッタ信号は、表示されなくなる。しかし、臓器の壁や骨等、強反射体の組織からの信号は、振幅が大ききために、当該組織の動きが遅いのにも関わらず、ＭＴＩフィルタの通過後も、残存してしまう場合がある。かかる場合、強反射体からの信号は、あたかも血流のように表示されてしまう。図２Ａ、図２Ｂ及び図３は、従来技術を説明するための図である。

図２Ａ及び図２Ｂは、カットオフ周波数以下の遅い速度「Ｖ１」に対するクラッタ抑圧能が「−６０ｄＢ」であるＭＴＩフィルタ特性を有するＭＴＩフィルタを用いた場合を例示している。図２Ａに示す信号１００は、血流の振幅強度を基準（０ｄＢ）にして振幅強度が「２０ｄＢ」の組織であり、速度「Ｖ１」で移動している組織からの信号を示している。かかる信号１００は、ＭＴＩフィルタの通過後、振幅強度が「−４０ｄＢ」に抑圧された信号１０１となる。その結果、信号１０１は、血流に由来する信号として抽出されない。また、図２Ａに示す信号１０２は、ＭＴＩフィルタのカットオフ周波数以上の速度「Ｖ２」で移動し振幅強度が「０ｄＢ」の血流からの信号を示している。かかる信号１０２は、ＭＴＩフィルタの通過後、振幅強度が入力前と同じ（０ｄＢ）信号として出力される。すなわち、信号１０２は、血流に由来する信号として抽出される。

これに対して、図２Ｂに示す信号２００は、血流の振幅強度を基準（０ｄＢ）にして振幅強度が「６０ｄＢ」の組織であり、速度「Ｖ１」で移動している組織からの信号を示している。かかる信号２００は、ＭＴＩフィルタの通過後、振幅強度が「０ｄＢ」に抑圧された信号２０１として出力される。その結果、信号２０１は、ＭＴＩフィルタの通過後も残存する。かかる場合、例えば、壁からの出力信号と血流からの出力信号とが同じ大きさになり、壁からの信号は、あたかも血流のように表示されてしまう。

このため、ＭＴＩフィルタの出力信号のパワー値ではなく、ＭＴＩフィルタの出力信号の速度を調べ、速度が遅い場合には、当該出力信号が血流由来の信号ではないと判断して表示しないという方法が知られている。かかる方法は、フィルタ処理部１４２に搭載されるＭＴＩフィルタとして、バタワース型のＩＩＲ（Infinite Impulse Response）フィルタを用いる場合、以下の理由により、ある程度有効である。過渡応答対策が必要な有限長のパケットサイズの場合、ＩＩＲフィルタの特性が良くないために、強反射体からの信号は、残存する。これにより、パケット内での平均速度が遅くなり、平均速度は、表示しない速度に対応する下限閾値以下になる。

一方、近年、ＭＴＩフィルタとして、多項式回帰フィルタ（Polynomial Regression Filter）や、適応型ＭＴＩフィルタである「Eigenvector Regression Filter」が用いられるようになっている。ＭＴＩフィルタは、クラッタを抑圧するためのＨＰＦであり、種々のフィルタが使用可能であるが、これらのフィルタには、以下の利点がある。これらのフィルタは、パケット長よりも長い周期のクラッタ信号を、バタワース型のＩＩＲフィルタに比べて効率的に抑圧することができる。すなわち、これらのフィルタは、強反射体からの信号を血流信号のレベルまで抑圧することができる。しかし、クラッタ抑圧能には限界があるので、これらのフィルタでも、強反射体からの信号をノイズのレベルまで抑圧することはできない。

また、バタワース型フィルタが、出力が同じ位相特性を持っているのに対して、多項式回帰フィルタや「Eigenvector Regression Filter」の出力は、データごとに位相特性が異なる。このため、これらのフィルタの出力信号から速度を推定した場合、推定精度が良くない。例えば、動きの遅い組織の壁のＭＴＩフィルタ通過後のデータを自己相関法により速度を推定すると、実際の組織の動きよりも高い速度が検出されてしまう。その結果、上記の方法により、速度が小さい信号を除外しても、強反射体からの信号が残存し、強反射体の組織に血流が存在するような画像データが表示される場合があった。

図３の左図は、モニタ２の画面で表示されている指先のＢモード画像データＡを示している。Ｂモード画像データＡには、図３の左図に示すように、強反射体である指骨が高輝度で描出されている。また、図３の右図は、指先のＢモード画像データＡに重畳表示されたドプラ画像データＢを示している。ドプラ画像データＢは、例えば、「Eigenvector Regression Filter」を用いて生成表示されたドプラ画像データである。ドプラ画像データＢには、図３の左図に示すように、強反射体である指骨からの信号が、血流のように描出されている。このように、位相特性が一定でないＭＴＩフィルタを用いると、血流と誤認されたノイズが強反射体にまとわり付くように描出されたドプラ画像データが生成表示される場合があった。また、かかるノイズは、ＭＴＩフィルタの位相特性が一定であっても、一定でなくても、超音波プローブ１を動かした場合、顕著に発生する。

そこで、本実施形態に係る超音波診断装置は、強反射体の組織に由来する信号が血流として表示されることを回避するために、以下に説明するドプラ処理部１４の処理を行なう。以下に説明する画像処理方法は、臓器の壁や骨等、強反射体からの組織信号を血流と誤認することを回避するための方法である。特に、以下に説明する画像処理方法は、ＭＴＩフィルタとして、多項式回帰フィルタや、「Eigenvector Regression Filter」等の位相特性が一定でないフィルタを用いたことで、出力データのパワー値や速度では、血流に由来する成分か、強反射体に由来する成分かを識別できない場合に、有効な方法である。ただし、以下に説明する画像処理方法は、ＩＩＲ型のように位相特性が一定のＭＴＩフィルタでも適用可能である。

まず、フィルタ処理部１４２は、複数回の超音波送受信により収集された同一位置の反射波データのデータ列を入力データとし、当該入力データに対してフィルタ処理を行なって、クラッタ成分が抑制された出力データを出力する。例えば、フィルタ処理部１４２は、ＭＴＩフィルタとして、「Eigenvector Regression Filter」を用いる。

そして、設定部１４４は、入力データのパワー値と出力データのパワー値とに基づいて、補正値を設定する。本実施形態に係る設定部１４４は、入力データのパワー値と出力データのパワー値とを用いて、補正値を計算する。具体的には、本実施形態に係る設定部１４４は、入力データのパワー値と出力データのパワー値との比に基づいて、補正値を設定する。より具体的には、設定部１４４は、入力データのパワー値を出力データのパワー値で除算した比を計算する。例えば、入力データのパワー値をクラッタ（clutter）が含まれる情報である「Ｃ」とし、出力データのパワー値をドプラ（Doppler）効果に基づいて抽出された情報である「Ｄ」と定義する。設定部１４４は、「ＣＤＲ＝Ｃ／Ｄ」に基づいて、補正値を計算する。

図２Ｂに示す信号２０１と信号２００との関係から示唆されるように、「ＣＤＲ＝Ｃ／Ｄ」が大きい場合、入力データは、動きの遅い強反射体を反射源とする反射波信号に由来するデータであると考えられる。すなわち、ＣＤＲが大きい場合は、出力データは、クラッタ成分の消え残りである可能性が高い。本実施形態は、ＣＤＲが大きい場合は、出力データを抑制する補正値を計算する。これにより、本実施形態は、強反射体が血流と誤認されることを防止する。なお、本実施形態は、上記の論理に基づいて、「ＣＤＲ’＝Ｄ／Ｃ」から補正値を計算する場合であっても良い。かかる場合、ＣＤＲ’が小さい場合は、出力データを抑制する補正値を計算する。

そして、推定部１４３は、出力データと補正値とを用いて、補正された血流情報を求める。すなわち、推定部１４３は、出力データと補正値とを用いて、血流情報を推定する。そして、画像生成部１５は、血流情報に基づいて、超音波画像データ（ドプラ画像データ）を生成し、モニタ２は、制御部１８の制御により、超音波画像データ（ドプラ画像データ）を表示する。以下、図４を用いて、上記の処理の一例について説明する。図４は、本実施形態に係るドプラ処理部の処理を説明するための図である。

まず、ＣＴＢ１４１から出力された同一位置のデータ列「ｘ」は、図４に示すように、フィルタ処理部１４２と設定部１４４とに入力される。「ｘ」は、上記の入力データである。以下、入力データである「ｘ」を入力データ列と記載する。

図４に示すフィルタ処理部１４２の「ＭＴＩフィルタ処理」ブロックでは、入力データ列「ｘ」に対して、ＭＴＩフィルタが掛けられて、クラッタ成分が抑圧されたデータ列「ｙ」が出力される。「ｙ」は、上記の出力データである。以下、出力データである「ｙ」を出力データ列と記載する。

同時に、図４に示す設定部１４４の「入力前パワー計算処理」ブロックでは、入力データ列「ｘ」から入力データのパワー値「Ｐ０」が計算される。設定部１４４は、パワー値「Ｐ０」として、入力データ列「ｘ」の平均パワー値、又は、入力データ列「ｘ」の最大パワー値を計算する。ここで、強反射体が血流として誤認されることを確実に防止するためには、「ＣＤＲ」の値が大きくなることが好適である。パワー値「Ｐ０」は、入力データ列「ｘ」の最大パワー値であることが好適である。このため、設定部１４４は、入力データのパワー値の最大値を用いて補正値を設定する。本実施形態では、設定部１４４は、入力データのパワー値の最大値を用いて補正値を計算する。なお、本実施形態は、入力データ列「ｘ」の第２位のパワー値等を用いて補正値を計算する場合であっても良い。

設定部１４４は、以下の式（１）により、入力データのパワー値の最大値である「Ｐ０」を計算する。

なお、式（１）において、「Ｎ」は、パケットサイズを示し、「ｘ（ｋ）」は、入力データ列「ｘ」を構成するＮ個のデータの中で、ｋ番目のデータを示す。ｋは、１からＮの整数となる。また、式（１）において、上付きのアスタリスク「＊」は、複素共役を示す。式（１）の「ｘ^＊（ｋ）」は、「ｘ（ｋ）」の複素共役値となる。

ここで、「Ｐ０」は、図４に示す設定部１４４の「補正値計算処理」ブロックに入力されても良いが、以下の理由により、図４に示す「パワー補正処理」ブロックに入力されることが好適である。

反射波データ（ＩＱ信号）が強反射体で反射した反射波信号から生成された場合、この反射波信号は、送受信部１１の受信回路のあるチャンネルにおいて、アンプ回路やＡ／Ｄ変換器で飽和する可能性がある。飽和したチャンネルからの信号を含む複数のチャンネルからの信号は、加算器に入力される。しかし、デジタルビームフォーミングを行なう加算器では、例えば、正の最大値で飽和したデジタル信号と、負の最大値で飽和したデジタル信号とが整相加算される可能性がある。かかる場合、加算器から出力される整相加算後のデータの振幅は、飽和した最大振幅とはならない。最大パワー値である「Ｐ０」は、飽和したデータ列から計算された値である可能性がある。一般的に、カラードプラ用の条件では、臓器の壁や骨のような強反射体からの反射波信号は、送受信部１１の受信回路で飽和している場合が多い。そのため、ドプラ処理部１４に入力された信号レベルは、実際の信号レベルより小さいことが想定される。

そこで、ＣＤＲの値が過小評価される可能性を回避するために、図４に示す「パワー補正処理」ブロックでは、「Ｐ０」の値が閾値「Ｐｔｈ」以上の場合には、「Ｐ０」の値を大きくするような補正処理を行なう。所定のパワー値である「Ｐｔｈ」は、操作者等により任意の値に設定可能である。

例えば、設定部１４４は、以下の式（２）により、「Ｐ０」の補正後の値「Ｐ１」を計算する。

式（２）では、「Ｐ０」が「Ｐｔｈ」より小さい場合、「Ｐ０」を、そのまま「Ｐ１」として出力する。また、式（２）では、「Ｐ０」が「Ｐｔｈ」以上である場合、「Ｐ０」に『「Ｐ０−Ｐｔｈ」を「ｎ乗」した値』を加算した値を「Ｐ１」として出力する。なお、「ｎ」は１以上の実数であり、「ｎ＝２」が好適である。なお、式（２）は、あくまでも一例であり、本実施形態は、「Ｐ０」の値が閾値「Ｐｔｈ」以上の場合に、「Ｐ０」の値を大きくするような補正を行なう式であれば、任意の数式が適用可能である。

更に、図４に示す「パワー補正処理」ブロックでは、「Ｐｔｈを用いたＰ０補正」の後、或いは、「Ｐｔｈを用いたＰ０補正」の前に、以下に説明する理由により、空間的な補正を行なっても良い。

強反射体の近辺からのエコーは、超音波のサイドローブの影響のために、中程度の信号レベルとなると同時に、位相が変化しやすい。一方、ＭＴＩフィルタは、位相が変化した信号を強調する特性がある。このため、血流ではない強反射体の近辺からの信号レベルは、ＭＴＩフィルタ通過後、大きくなる場合がある。

すなわち、強反射体の近辺が反射源である場合、「ＣＤＲ」の分母の値が大きくなるのに対して、入力データ列「ｘ」から計算された最大パワー値「Ｐ０」は、中程度の値となる。また、「Ｐ０」を補正した「Ｐ１」も、中程度の値となる場合がある。その結果、強反射体の近辺が反射源である場合、「ＣＤＲ」の値は、組織として判定されない程度まで、小さい値になる可能性がある。かかる場合、強反射体の近辺も血流として誤認される。

そこで、図４に示す「パワー補正処理」ブロックでは、例えば、「Ｐ０」に対して、空間的な最大値フィルタ（Max Filter）を掛ける。図５は、設定部が用いる最大値フィルタの一例を示す図である。例えば、設定部１４４は、図５に示すように、「３×３」の最大値フィルタ（Max Filter）を用いる。すなわち、設定部１４４は、処理対象であるサンプル点（図５に示す点でハッチングされた矩形を参照）を中心とする「３×３」の９個のサンプル点それぞれで、入力データの最大パワー値を計算する。設定部１４４は、処理対象であるサンプル点の入力前パワー値を、９個の入力前パワー値の中で最大となるパワー値に変換する。そして、設定部１４４は、最大値フィルタの出力結果を「Ｐ０」とし、式（２）により「Ｐ１」を出力する。

上記では、「Ｐｔｈを用いたＰ０補正」の前に最大値フィルタを掛ける場合を説明した。一方、「Ｐｔｈを用いたＰ０補正」の後に最大値フィルタを掛ける場合は、以下の処理となる。例えば、設定部１４４は、処理対象であるサンプル点を中心とする「３×３」の９個のサンプル点それぞれで、入力データの最大パワー値の補正値を計算する。設定部１４４は、処理対象であるサンプル点の補正値を、９個の入力前パワー値の中で最大となる補正値に変換する。そして、設定部１４４は、最大値フィルタの出力結果を「Ｐ１」として、後段の「補正値計算処理」ブロックに出力する。なお、設定部１４４は、最大値フィルタの代わりに、通常の平滑化空間フィルタを掛けても良い。すなわち、空間的な補正を行なう場合、設定部１４４は、入力前パワー値を、当該入力前パワー値と近隣の入力前パワー値との統計値に補正する。

このように、設定部１４４は、入力データのパワー値が所定のパワー値以上である場合、当該入力データのパワー値を大きい値に補正する。また、設定部１４４は、入力データのパワー値を、当該入力データのパワー値と当該入力データの周辺に位置する入力データのパワー値との統計値に補正する。これら２つの補正処理は、双方実行される場合であっても、一方のみが実行される場合であっても良い。「パワー補正処理」ブロックで補正を行なう場合、設定部１４４は、補正後のパワー値と出力データのパワー値とを用いて補正値を設定する。本実施形態では、設定部１４４は、補正後のパワー値と出力データのパワー値とを用いて補正値を計算する。なお、本実施形態は、「パワー補正処理」ブロックでの補正を行なわない場合であっても良い。

設定部１４４による「Ｐ０」及び「Ｐ１」の計算と並列して、図４に示す推定部１４３の「出力後パワー計算処理」ブロックでは、「ＭＴＩフィルタ処理」ブロックから出力された出力データ列「ｙ」から、出力データのパワー値「Ｐ２」が計算される。設定部１４４は、パワー値「Ｐ２」として、出力データ列「ｙ」の平均パワー値、又は、入力データ列「ｘ」の最大パワー値を計算する。ＣＤＲの値を大きい場合に補正を行なって、組織が血流として表示されることを防止するという観点から、また、図４の推定部１４３の「対数変換処理」ブロックで用いられる値が、通常、平均パワー値であることから、パワー値「Ｐ２」は、出力データ列「ｙ」の平均パワー値であることが好適である。

そこで、推定部１４３は、以下の式（３）により、出力データのパワー値の平均値である「Ｐ２」を計算する。

式（３）の「ｙ（ｋ）」は、「ｙ」を構成するＮ個のデータの中で、ｋ番目のデータを示す。ｋは、１からＮの整数となる。また、式（３）の「ｙ^＊（ｋ）」は、「ｙ（ｋ）」の複素共役値となる。

なお、本実施形態は、推定部１４３が、出力データのパワー値の平均値を「対数変換処理」ブロックに出力し、出力データのパワー値の最大値を『図４に示す設定部１４４の「補正値計算処理」ブロック』に出力しても良い。また、ＣＤＲの値を大きい場合に補正を行なうことから、本実施形態は、推定部１４３が、出力データのパワー値の平均値ではなく、出力データのパワー値の中央値、最小値等を「補正値計算処理」ブロックに出力しても良い。

なお、「Ｐ０」及び「Ｐ１」の計算と並列して、図４に示す推定部１４３の「自己相関演算処理」ブロックでは、「ＭＴＩフィルタ処理」ブロックから出力された出力データ列「ｙ」の自己相関値「ａｃ」を、以下の式（４）により計算する。

そして、図４に示す設定部１４４の「補正値計算処理」ブロックでは、Ｐ１及びＰ２を用いて、補正値を計算する。

ここで、「補正値計算処理」ブロックでは、最初に、上述した「ＣＤＲ」の計算が行なわれる。設定部１４４は、「Ｃ＝Ｐ１、Ｄ＝Ｐ２」として、以下の式（５）により「ＣＤＲ」を計算する。

そして、設定部１４４は、「補正値計算処理」ブロックにおいて、「ＣＤＲ」を元に、「Ｐ２」及び「ａｃ」の補正を行なうための補正値「ｒａｔｉｏ」を計算する。具体的には、「ＣＤＲ」が、閾値として設定された所定の比「ＣＤＲｔｈ」以上である場合には、推定部１４３が出力する血流情報の値が小さくなる補正値「ｒａｔｉｏ」を計算する。「ＣＤＲｔｈ」は、操作者等により任意の値に設定可能である。

「ｒａｔｉｏ」は、「Ｐ２」及び「ａｃ」それぞれに乗算される補正係数である。例えば、設定部１４４は、以下の式（６）により「ｒａｔｉｏ」を計算する。

式（６）では、「ＣＤＲ」が「ＣＤＲｔｈ」より小さい場合には、「ｒａｔｉｏ＝１」となる。すなわち、「ＣＤＲ」が「ＣＤＲｔｈ」より小さい場合には、「Ｐ２」及び「ａｃ」は、補正されない。一方、式（６）では、「ＣＤＲ」が「ＣＤＲｔｈ」以上の場合には、『「ＣＤＲｔｈ／ＣＤＲ」を「ｍ乗」した値』を「ｒａｔｉｏ」として計算する。「ｍ」は、１以上の実数である。「ｍ」は、「２」程度が好適である。「ｍ」は、操作者等により任意の値に設定可能である。図６は、補正値の一例を示す図である。

図６は、「ｍ＝２」である場合に計算される「ｒａｔｉｏ」を例示している。図６では、「ＣＤＲ」をデシベル換算した値を横軸で示し、「ｒａｔｉｏ」を縦軸で示している。図６は、「ＣＤＲｔｈ」が「１０^−７（＝−７０ｄＢ）」である場合に計算される「ｒａｔｉｏ」を例示している。なお、ＣＤＲのデシベル値は、パワーに対するデシベル計算式を用いている。図６に例示する「ｒａｔｉｏ」により、「ＣＤＲ」が「１０^−７（＝−７０ｄＢ）」以上の場合には、出力パワー値は、減少する。

例えば、図２Ｂを用いた説明したように、振幅強度が「６０ｄＢ」の組織の信号２００は、カットオフ周波数以下の遅い速度「Ｖ１」に対するクラッタ抑圧能が「−６０ｄＢ」のＭＴＩフィルタにより、振幅強度が「０ｄＢ」に抑圧された信号２０１として出力される。この時、「ＣＤＲ＝−６０ｄＢ（＝１０^−６）」である。更に、信号２０１の出力パワー値は、「ｒａｔｉｏ＝（１０^−７／１０^−６）^２＝０．０１（＝−２０ｄＢ）」により「−２０ｄＢ」と減少して、血流信号より低いレベルになる。なお、ｒａｔｉｏのデシベル値は、パワーに対するデシベル計算式を用いている。

なお、式（６）はあくまでも一例であり、「ＣＤＲ」が「ＣＤＲｔｈ」以上である場合に、血流情報の値が小さくなる補正が行なえるならば、「ｒａｔｉｏ」は、任意の数式により計算することが可能である。また、本実施形態は、設定部１４４が、「ＣＤＲ」の値と「ｒａｔｉｏ」の値との組み合わせが予め設定されたＬＵＴ（Look Up Table）を参照することで、補正値「ｒａｔｉｏ」を取得することで、補正値の設定処理を行なう場合であっても良い。また、上述したように、設定部１４４は、出力データのパワー値を入力データのパワー値で除算した比「ＣＤＲ’＝Ｄ／Ｃ」を計算しても良い。かかる変形例では、設定部１４４は、「ＣＤＲ’」が所定の比「ＣＤＲ’ｔｈ」以下である場合には、推定部１４３が出力する血流情報の値が小さくなる補正値「ｒａｔｉｏ」を設定する。例えば、かかる変形例では、設定部１４４は、「ＣＤＲ’」が所定の比「ＣＤＲ’ｔｈ」以下である場合には、推定部１４３が出力する血流情報の値が小さくなる補正値「ｒａｔｉｏ」を計算する。或いは、かかる変形例では、設定部１４４が、「ＣＤＲ’」の値と「ｒａｔｉｏ」の値との組み合わせが予め設定されたＬＵＴを参照することで、補正値「ｒａｔｉｏ」を取得することで、補正値の設定処理を行なう。

また、本実施形態は、変形例として、設定部１４４が、入力データのパワー値を出力データのパワー値で除算した比「ＣＤＲ」の対数値「ｌｏｇＣＤＲ」を計算し、計算した対数値「ｌｏｇＣＤＲ」が所定の対数値以上である場合、推定部１４３が出力する血流情報の値が小さくなる補正値「ｒａｔｉｏ」を設定しても良い。かかる設定処理は、「ｌｏｇＣＤＲ」の値と「ｒａｔｉｏ」の値との組み合わせが予め設定されたＬＵＴを参照することで行われても良いし、「ｌｏｇＣＤＲ」を入力して「ｒａｔｉｏ」が得られる計算式を用いた計算処理により行われても良い。なお、設定部１４４は、「ｌｏｇＣＤＲ」を、「ｌｏｇＰ１−ｌｏｇＰ２」の差分処理により求めても良い。

また本実施形態は、変形例として、設定部１４４が、出力データのパワー値を入力データのパワー値で除算した比「ＣＤＲ’」の対数値「ｌｏｇＣＤＲ’」を計算し、計算した対数値「ｌｏｇＣＤＲ’」が所定の対数値以下である場合、推定部１４３が出力する血流情報の値が小さくなる補正値「ｒａｔｉｏ」を設定しても良い。かかる設定処理は、「ｌｏｇＣＤＲ’」の値と「ｒａｔｉｏ」の値との組み合わせが予め設定されたＬＵＴを参照することで行われても良いし、「ｌｏｇＣＤＲ’」を入力して「ｒａｔｉｏ」が得られる計算式を用いた計算処理により行われても良い。なお、設定部１４４は、「ｌｏｇＣＤＲ’」を、「ｌｏｇＰ２−ｌｏｇＰ１」の差分処理により求めても良い。

そして、設定部１４４は、計算した「ｒａｔｉｏ」を、図４に示す推定部１４３の「自己相関補正処理」ブロック及び「パワー補正処理」ブロックに通知する。推定部１４３は、「パワー補正処理」ブロックにて、「Ｐ２」と「ｒａｔｉｏ」とから、以下の式（７）により補正パワー値「Ｐ３」を計算する。

また、推定部１４３は、「自己相関補正処理」ブロックにて、「ａｃ」と「ｒａｔｉｏ」とから、以下の式（８）により補正自己相関値「ａｃ’」を計算する。

推定部１４３は、図４に示す「対数変換処理」ブロックにおいて、以下の式（９）により、「Ｐ３」から血流情報としてのパワー値「Ｐ」を計算する。

また、推定部１４３は、図４に示す「速度・分散推定処理」ブロックにおいて、以下の式（１０）により、「ａｃ’」から血流情報としての速度「Ｖ」及び分散「Ｖａｒ」を計算する。

なお、式（１０）の「ａｔａｎ２」は、「−π〜＋π」までの角度を出力する「アークタンジェント関数」であり、「ｉｍａｇ」は、「imaginary part」の略であり、複素数から虚数部のみを出力する関数であり、「ｒｅａｌ」は、複素数から実数部のみを出力する関数である。

そして、推定部１４３は、血流情報「Ｖ、Ｖａｒ、Ｐ」を判定部１４５に出力する。なお、推定部１４３は、全サンプル点について、上記の処理を実行する。

判定部１４５は、推定部１４３から入力された血流情報「Ｖ、Ｖａｒ、Ｐ」を、ドプラデータとして出力するか否かを判定する。例えば、判定部１４５は、血流情報の速度「Ｖ」が閾値「Ｖ＃」より小さい場合、当該血流情報を除外する。或いは、例えば、判定部１４５は、血流情報のパワー値「Ｐ」が閾値「Ｐ＃」より小さい場合、当該血流情報を除外する。或いは、例えば、判定部１４５は、血流情報の速度「Ｖ」が閾値「Ｖ＃」より小さい場合、又は、血流情報のパワー値「Ｐ」が閾値「Ｐ＃」より小さい場合血流情報のパワー値「Ｐ」が閾値「Ｐ＃」より小さい場合、当該血流情報を除外する。

判定部１４５からドプラデータとして出力された血流情報は、画像生成部１５においてドプラ画像データとして生成され、ドプラ画像データは、モニタ２にて表示される。

以下、図７〜図１０を用いて、本実施形態で行なわれる補正処理の効果について説明する。図７〜図１０は、本実施形態の効果を説明するための図である。

図７について説明する。図７の左図は、図３と同様、指先のＢモード画像データＡを示している。また、図７の右図は、指先のＢモード画像データＡに重畳表示されたドプラ画像データＢ’を示している。ドプラ画像データＢ’は、図４等を用いて説明した補正処理により生成表示されたドプラ画像データである。図３で説明したドプラ画像データＢと比較して、ドプラ画像データＢ’には、図７の右図に示すように、図３に示すドプラ画像データＢで発生していた「強反射体にまとわり付くノイズ」が消失している。

図８について説明する。図８は、超音波プローブ１を固定した状態で、血流が略存在しない範囲であり強反射体が含まれる範囲をスキャンした場合の画像データを例示している。図８の左図は、強反射体が描出されたＢモード画像データＣに重畳表示されたドプラ画像データＤを示している。ドプラ画像データＤは、本実施形態の補正処理を行なわずに生成表示されたドプラ画像データである。ドプラ画像データＤには、図８の左図に示すように、強反射体にまとわり付くノイズが発生している。

一方、図８の右図は、Ｂモード画像データＣに重畳表示されたドプラ画像データＤ’を示している。ドプラ画像データＤ’は、本実施形態の補正処理を行なって生成表示されたドプラ画像データである。ドプラ画像データＤ’には、図８の右図に示すように、ドプラ画像データＤで発生していた「強反射体にまとわり付くノイズ」が消失している。本実施形態の補正処理により、強反射体の組織に由来する信号が血流として表示されることを回避できることが、図７及び図８で示されている。

図９について説明する。図９は、超音波プローブ１を固定した状態で、血流があり、強反射体が存在しない範囲をスキャンした場合の画像データを例示している。図９の左図は、Ｂモード画像データＥに重畳表示されたドプラ画像データＦを示している。ドプラ画像データＦは、本実施形態の補正処理を行なわずに生成表示されたドプラ画像データである。ドプラ画像データＦには、図９の左図に示すように、血流が描出されている。

一方、図９の右図は、Ｂモード画像データＥに重畳表示されたドプラ画像データＦ’を示している。ドプラ画像データＦ’は、本実施形態の補正処理を行なって生成表示されたドプラ画像データである。図８に示すように、ドプラ画像データＦとドプラ画像データＦ’とには、略同じ血流が描出されている。すなわち、本実施形態の補正処理を行なっても、ドプラ画像データＦ’に描出される血流には影響が無く、また、本実施形態の補正処理により、別のノイズが発生することが無いことが、図９で示されている。

図１０について説明する。図１０は、超音波プローブ１をわずかに動かしている状態で、血流があり、強反射体が存在しない範囲をスキャンした場合の画像データを例示している。図１０の左図は、Ｂモード画像データＧに重畳表示されたドプラ画像データＨを示している。ドプラ画像データＨは、本実施形態の補正処理を行なわずに生成表示されたドプラ画像データである。ドプラ画像データＨには、図１０の左図に示すように、プローブ移動に起因するノイズが血流のように描出されている。

一方、図１０の右図は、Ｂモード画像データＧに重畳表示されたドプラ画像データＨ’を示している。ドプラ画像データＨ’は、本実施形態の補正処理を行なって生成表示されたドプラ画像データである。ドプラ画像データＨ’には、図１０の右図に示すように、プローブ移動に起因するノイズが消失している。本実施形態の補正処理により、微小なプローブ移動に起因するノイズが発生しないことが、図１０で示されている。

なお、本実施形態は、出力データ列「ｙ」に対して補正値を用いて補正を行ない、補正出力データ列から血流情報を推定する場合であっても良い。かかる場合、出力データ列「ｙ」の「Ｐ２」から計算された「ｒａｔｉｏ」により、補正出力データ列が計算され、補正出力データ列から血流情報「Ｖ、Ｖａｒ、Ｐ」が計算される。

また、本実施形態は、判定部１４５が閾値「Ｖ＃」を用いた判定処理を行なう場合、図４を用いて説明した処理において、自己相関補正処理を行なって、パワー補正処理を行なわない場合であっても良い。また、本実施形態は、判定部１４５が閾値「Ｐ＃」を用いた判定処理を行なう場合、図４を用いて説明した処理において、パワー補正処理を行なって、自己相関補正処理を行なわない場合であっても良い。最終的に出力される血流情報は、判定部１４５により決定されることから、上記の内容は、推定部１４３の処理負荷を低減する場合に好適である。

なお、ＭＴＩフィルタを通過したクラッタ成分は、設定部１４４及び推定部１４３の処理により、低減されている。このため、推定部１４３が補正値により補正した血流情報をそのまま用いて生成されたドプラ画像データでも、強反射体や強反射体の近辺に位置する組織を血流情報として観察されにくくなっている。従って、本実施形態は、判定部１４５の判定処理を行なわない場合であっても良い。

次に、図１１を用いて、本実施形態に係る超音波診断装置が行なう処理の一例について説明する。図１１は、本実施形態に係る超音波診断装置が行なう処理の一例を説明するためのフローチャートである。なお、図１１では、走査範囲内のサンプル点の総数が「Ｍ」であるとして説明する。また、図１１は、設定部１４４が計算処理により、補正値を設定する場合を例示したフローチャートである。

図１１に示すように、本実施形態に係る超音波診断装置の制御部１８は、全サンプル点の入力データが格納されたか否かを判定する（ステップＳ１０１）。ここで、入力データが格納されていない場合（ステップＳ１０１否定）、制御部１８は、格納されるまで待機する。

一方、入力データが格納された場合（ステップＳ１０１肯定）、制御部１８は、「ｉ＝１」とし（ステップＳ１０２）、サンプル点「ｉ」の処理をドプラ処理部１４に開始させる（ステップＳ１０３）。まず、設定部１４４は、入力データのパワー値（例えば、最大パワー値）を計算し（ステップＳ１０４）、入力データのパワー値を補正する（ステップＳ１０５）。

また、フィルタ処理部１４２は、入力データに対して、ＭＴＩフィルタ処理を行ない、出力データを出力し（ステップＳ１０６）、推定部１４３は、出力データのパワー値（例えば、平均パワー値）を計算する（ステップＳ１０７）。そして、設定部１４４は、入力データのパワー値と出力データのパワー値とからＣＤＲを計算し、ＣＤＲに基づいて、補正値を計算する（ステップＳ１０８）。

また、推定部１４３は、出力データを用いた自己相関演算処理を行なって、自己相関値を計算する（ステップＳ１０９）。そして、推定部１４３は、補正値を用いて血流情報を推定する（ステップＳ１１０）。すなわち、推定部１４３は、補正値を用いて出力データのパワー値と自己相関値とを補正し、血流情報を推定する。そして、制御部１８は、「ｉ＝Ｍ」であるか否かを判定する（ステップＳ１１１）。ここで、「ｉ＝Ｍ」でない場合（ステップＳ１１１否定）、制御部１８は、「ｉ＝ｉ＋１」とし（ステップＳ１１２）、ステップＳ１０３に戻って、サンプル点「ｉ」の処理をドプラ処理部１４に開始させる。

一方、「ｉ＝Ｍ」である場合（ステップＳ１１１肯定）、判定部１４５は、判定処理を行なって、全サンプル点の血流情報を画像生成部１５に出力する（ステップＳ１１３）。そして、画像生成部１５は、血流情報からカラードプラ画像データを生成し（ステップＳ１１４）、制御部１８の制御により、モニタ２は、カラードプラ画像データを表示し（ステップＳ１１５）、処理を終了する。

なお、図１１を用いて説明した処理手順は、あくまでも一例であり、図１１に示す各処理の順番は、適宜変更可能である。例えば、判定部１４５は、１つのサンプル点の血流情報が推定されるごとに、判定処理を行なっても良い。

上述したように、本実施形態では、ＭＴＩフィルタ処理前後のデータのパワー値の変化に基づいて、強反射体等を反射源とする出力データから推定される血流情報の値が、観察者により視認できない程度まで低下させる補正を行なう。これにより、本実施形態では、強反射体の組織に由来する信号が血流として表示されることを回避できる。また、本実施形態では、ＭＴＩフィルタ処理前後のデータのパワー値の変化に基づいて、血流に由来する成分か、強反射体に由来する成分かを精度良く識別して、強反射体の組織に由来する信号が血流として表示されることで起こる誤診を回避することができる。また、本実施形態では、補正値を用いた補正処理と、パワー値や速度を用いた判定方法とを併用することで、識別精度を更に向上させることができる。

なお、上記では、入力データのパワー値と出力データのパワー値との比を用いて、補正値を計算する場合について説明した。ここで、周波数減衰により、深部に位置する反射源からのエコー強度は、減衰する。入力データのパワー値と出力データのパワー値との比であるＣＤＲは、深さ情報の影響がキャンセルされた値である。このため、ＣＤＲは、出力データがＭＴＩフィルタを通過したクラッタ成分由来であるか否かを識別する基準として、そのまま用いることができる。

一方、例えば、入力データのパワー値と出力データのパワー値との差分値も、出力データがＭＴＩフィルタを通過したクラッタ成分由来であるか否かを識別する基準として用いることができる。すなわち、設定部１４４は、入力データのパワー値と出力データのパワー値と差に基づいて、補正値を設定することも可能である。ただし、差分値は、サンプル点の深さに応じた周波数減衰の影響が含まれる値である。このため、差分値を用いる場合、設定部１４４は、入力データのパワー値と出力データのパワー値とともに、深さ情報を用いて補正値を計算する。例えば、設定部１４４は、差分値と深さ情報とを入力として、予め設定されたＬＵＴから、補正値を決定する。或いは、例えば、設定部１４４は、差分値と深さ情報とを入力として補正値が得られる計算式を用いた計算処理により、補正値を決定する。かかる変形例によっても、強反射体の組織に由来する信号が血流として表示されることを回避できる。

また、本実施形態は、設定部１４４が、入力データのパワー値と出力データのパワー値との比や差に基づいて、補正値を設定する場合に限定されるものでは無い。例えば、設定部１４４は、入力データのパワー値と出力データのパワー値とに補正値が対応付けられたＬＵＴを参照し、処理対象となる入出力データに該当する補正値を取得することで、補正値の設定処理を行なっても良い。なお、かかる変形例では、「深さ情報ごとに入力データのパワー値と出力データのパワー値とに補正値が対応付けられた複数のＬＵＴ」を用いることが好適である。かかる場合、設定部１４４は、処理対象となる入出力データに該当する深さ情報のＬＵＴを参照して、補正値の設定処理を行なう。かかる変形例によっても、強反射体の組織に由来する信号が血流として表示されることを回避できる。

なお、本実施形態では、上記で説明した画像処理方法が、超音波診断装置で実行される場合について説明した。しかし、上述した画像処理方法は、送受信部１１が出力した反射波データ（ＩＱ信号）を取得可能な画像処理装置において実行される場合であっても良い。また、上述した画像処理方法に適用される超音波送受信の走査形態は、血流情報を推定することが可能な反射波データのデータ列を収集可能であるならば、任意の走査形態を用いることが可能である。

また、上記の実施形態において、図示した各装置の各構成要素は機能概念的なものであり、必ずしも物理的に図示の如く構成されていることを要しない。すなわち、各装置の分散・統合の具体的形態は図示のものに限られず、その全部または一部を、各種の負荷や使用状況などに応じて、任意の単位で機能的または物理的に分散・統合して構成することができる。更に、各装置にて行なわれる各処理機能は、その全部または任意の一部が、ＣＰＵおよび当該ＣＰＵにて解析実行されるプログラムにて実現され、或いは、ワイヤードロジックによるハードウェアとして実現され得る。

また、本実施形態で説明した画像処理方法は、予め用意された画像処理プログラムをパーソナルコンピュータやワークステーションなどのコンピュータで実行することによって実現することができる。この画像処理プログラムは、インターネットなどのネットワークを介して配布することができる。また、この画像処理プログラムは、ハードディスク、フレキシブルディスク（ＦＤ）、ＣＤ−ＲＯＭ、ＭＯ、ＤＶＤ、ＵＳＢメモリ及びＳＤカードメモリ等のＦｌａｓｈメモリ等、コンピュータで読み取り可能な非一時的な記録媒体に記録され、コンピュータによって非一時的な記録媒体から読み出されることによって実行することもできる。

以上、説明したとおり、本実施形態によれば、強反射体の組織に由来する信号が血流として表示されることを回避できる。

本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれると同様に、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれるものである。

１４２ フィルタ処理部
１４３ 推定部
１４４ 設定部
１５ 画像生成部
１８ 制御部

Claims (10)

1. 複数回の超音波送受信により収集された同一位置の反射波データのデータ列を入力データとし、当該入力データに対してフィルタ処理を行なって、クラッタ成分が抑制された出力データを出力するフィルタ処理部と、
   前記入力データのパワー値と前記出力データのパワー値とに基づいて、補正値を設定する設定部と、
   前記出力データと前記補正値とを用いて、補正された血流情報を求める推定部と、
   前記血流情報に基づいて、超音波画像データを生成する画像生成部と、
   前記超音波画像データを表示部に表示させる制御部と、
   を備える、超音波診断装置。
2. 前記設定部は、前記入力データのパワー値と前記出力データのパワー値との比、又は、差に基づいて、前記補正値を設定する、請求項１に記載の超音波診断装置。
3. 前記設定部は、前記入力データのパワー値を前記出力データのパワー値で除算した比を計算し、計算した比が所定の比以上である場合、又は、前記出力データのパワー値を前記入力データのパワー値で除算した比を計算し、計算した比が所定の比以下である場合には、前記推定部が出力する血流情報の値が小さくなる補正値を設定する、請求項２に記載の超音波診断装置。
4. 前記設定部は、前記入力データのパワー値を前記出力データのパワー値で除算した比の対数値を計算し、計算した対数値が所定の対数値以上である場合、又は、前記出力データのパワー値を前記入力データのパワー値で除算した比の対数値を計算し、計算した対数値が所定の対数値以下である場合には、前記推定部が出力する血流情報の値が小さくなる補正値を設定する、請求項２に記載の超音波診断装置。
5. 前記設定部は、前記入力データのパワー値の最大値を用いて前記補正値を設定する、請求項１〜４のいずれか１つに記載の超音波診断装置。
6. 前記設定部は、前記入力データのパワー値が所定のパワー値以上である場合、当該入力データのパワー値を大きい値に補正し、補正後のパワー値と前記出力データのパワー値とを用いて前記補正値を設定する、請求項１〜５のいずれか１つに記載の超音波診断装置。
7. 前記設定部は、前記入力データのパワー値を、当該入力データのパワー値と当該入力データの周辺に位置する入力データのパワー値との統計値に補正し、補正後のパワー値と前記出力データのパワー値とを用いて前記補正値を設定する、請求項１〜６のいずれか１つに記載の超音波診断装置。
8. 前記設定部は、前記入力データのパワー値と前記出力データのパワー値とともに、深さ情報を用いて前記補正値を設定する、請求項１〜７のいずれか１つに記載の超音波診断装置。
9. 複数回の超音波送受信により収集された同一位置の反射波データのデータ列を入力データとし、当該入力データに対してフィルタ処理を行なって、クラッタ成分が抑制された出力データを出力するフィルタ処理部と、
   前記入力データのパワー値と前記出力データのパワー値とに基づいて、補正値を設定する設定部と、
   前記出力データと前記補正値とを用いて、補正された血流情報を求める推定部と、
   前記血流情報に基づいて、超音波画像データを生成する画像生成部と、
   前記超音波画像データを表示部に表示させる制御部と、
   を備える、画像処理装置。
10. フィルタ処理部が、複数回の超音波送受信により収集された同一位置の反射波データのデータ列を入力データとし、当該入力データに対してフィルタ処理を行なって、クラッタ成分が抑制された出力データを出力し、
    設定部が、前記入力データのパワー値と前記出力データのパワー値とに基づいて、補正値を設定し、
    推定部が、前記出力データと前記補正値とを用いて、補正された血流情報を求め、
    画像生成部が、前記血流情報に基づいて、超音波画像データを生成し、
    制御部が、前記超音波画像データを表示部に表示させる、
    ことを含む、画像処理方法。