JP2008043495A

JP2008043495A - 超音波診断装置及び画像表示装置

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Publication number: JP2008043495A
Application number: JP2006221165A
Authority: JP
Inventors: Shunichiro Tanigawa; 俊一郎谷川
Original assignee: GE Medical Systems Global Technology Co LLC
Current assignee: GE Medical Systems Global Technology Co LLC
Priority date: 2006-08-14
Filing date: 2006-08-14
Publication date: 2008-02-28
Anticipated expiration: 2026-08-14
Also published as: JP4832211B2

Abstract

【課題】Ｄモード画像の画質を向上できる超音波診断装置を提供する。
【解決手段】超音波診断装置１は、プローブ１１からの信号に基づいてドプラ情報を保持する時系列データＤ０を生成する時系列データ生成部１９と、複数時のドプラスペクトルデータを生成するスペクトルデータ生成部２０と、複数時のドプラスペクトルデータに基づいてＤモード画像１０３の画像データを生成する画像処理部１４とを備え、スペクトルデータ生成部２０は、所定の時間範囲Ｔ２においてデータ点数Ｎ１の時系列データＤＡ及びデータ点数Ｎ１より少ないデータ点数Ｎ２の時系列データＤＢそれぞれにフーリエ変換を行い２種類のドプラスペクトルデータを生成し、画像処理部１４は、２種類のドプラスペクトルデータに基づく２種類のＤモード画像１０３Ａ、１０３Ｂが合成された合成Ｄモード画像１０３Ｃの画像データを生成する。
【選択図】図４

Description

本発明は、超音波診断装置及び画像表示装置に関する。

いわゆるＤモード画像を表示する超音波診断装置が知られている（例えば特許文献１）。このような超音波診断装置では、プローブからの受信信号に対して位相検波等の処理を施してドップラ情報を含む時系列データを取得し、その時系列データに対して一定のデータ点数（ウインドウサイズ：Ｗｉｎｄｏｗｓｉｚｅといわれることがある。）を含む時間範囲毎にフーリエ変換を行いドプラスペクトルを得ることを、時間範囲をずらしつつ複数回行い、複数の時点毎（厳密には複数の時間範囲毎）のドプラスペクトルを得る。そして、複数のドプラスペクトルに基づいてＤモード画像の画像データを生成する。
特開平８−２２９０３５号公報

図７は、従来のＤモード画像を説明する図である。図７のＤモード画像において、横軸は時間であり、縦軸は血流等の速度であり、各画素の輝度は、横軸の時間及び縦軸の速度によって特定されるドプラスペクトルのパワーが大きくなるほど高くなっている。なお、図７では、輝度が低い領域をハッチングして示している。

各時点（厳密には各時間範囲）におけるドプラスペクトルを算出する際に、時系列データのデータ点数を多くすると、図７（ａ）に示すように、周囲に比較して輝度が低い（パワーが低い）複数の斑点５０１が生じる。この場合、ユーザは超音波診断装置の感度が低いと感じてしまう。

一方、時系列データのデータ点数を少なくすると、図７（ｂ）に示すように、周囲に比較して輝度が高い又は低い線像、すなわち、縦筋５０２が生じ、輝度が高い領域と低い領域との境界領域５０３にはギザギザが現われる。この場合、ユーザは輝度が高い領域の境界を把握しにくい。

すなわち、時系列データのデータ点数はＤモード画像の画質に影響する。そして、一般的なノイズ除去の技術思想に従えば、データ点数を多くすれば画質が向上しそうに考えられるが、実際には、時系列データのデータ点数を少なくした場合だけでなく、データ点数を多くした場合にも画質の低下が生じており、時系列データのデータ点数を調整するだけでは、高画質のＤモード画像を表示することが容易ではなかった。

なお、同じ装置であっても、実験的に人工的に作成した、十分に強度があり、且つ、一定の周波数を有する連続したＳｉｎ波等を受信した場合のＤモード画像の場合、縦筋や斑点が目立たないことを考慮すると、縦筋や斑点が生じるのは、生体内からの反射音を拾っているために、不連続な周波数成分を含んだ受信信号を高速フーリエ変換していることや、常に十分な信号強度が得られているわけではない事が原因と推測される。

本発明の目的は、Ｄモード画像の画質を向上できる超音波診断装置及び画像表示装置を提供することにある。

本発明の超音波診断装置は、超音波を被検体に照射し、反射された超音波を電気信号に変換して出力するプローブと、前記プローブからの信号に基づいてドプラ情報を含む時系列データを生成する時系列データ生成手段と、前記時系列データのうち所定の時間範囲の時系列データにフーリエ変換を行いドプラスペクトルデータを生成することを、前記所定の時間範囲を一定時間ずつずらして複数回行い、複数時の前記ドプラスペクトルデータを生成するスペクトルデータ生成手段と、前記複数時のドプラスペクトルデータに基づいてＤモード画像の画像データを生成する画像生成手段と、前記画像データに基づいてＤモード画像を表示する表示手段と、を備え、前記スペクトルデータ生成手段は、前記所定の時間範囲の時系列データのうち所定のデータ点数の時系列データにフーリエ変換を行いドプラスペクトルデータを生成することを、前記データ点数を異ならせて複数回行い、複数種類の前記ドプラスペクトルデータを生成し、前記画像生成手段は、前記複数種類のドプラスペクトルデータに基づく複数種類のＤモード画像が合成された合成Ｄモード画像の画像データを生成する。

好適には、前記合成Ｄモード画像は、前記複数種類のＤモード画像の互いに対応する画素間において輝度が平均された画像である。

好適には、前記合成Ｄモード画像は、前記複数種類のＤモード画像の互いに対応する画素間において最大の輝度が選択された画像である。

好適には、前記合成Ｄモード画像は、前記複数種類のＤモード画像のいずれか一のＤモード画像の所定の領域において他の画像が合成された画像データである。

好適には、前記所定の領域は、前記一のＤモード画像において所定の大きさの斑点が生じる領域であり、前記他の画像は、前記一のＤモード画像よりも少ないデータ点数の前記時系列データに基づくＤモード画像である。

好適には、前記所定の領域は、前記一のＤモード画像においてドプラ偏移周波数又はドプラ偏移周波数に相関する物理量を示す軸に沿う線が生じる領域であり、前記他の画像は、前記一のＤモード画像よりも多いデータ点数の前記時系列データに基づくＤモード画像である。

好適には、前記所定の時間範囲において前記データ点数が互いに異なる時系列データは、一のデータ点数の時系列データのうち一部の時間範囲の時系列データ全てが他のデータ点数の時系列データとなるように、前記所定の時間範囲の時系列データから選択されている。

好適には、前記スペクトルデータ生成手段は、前記データ点数が互いに異なる時系列データにそれぞれ、時系列データの時間中心側において値が大きくなる窓関数を掛けてからフーリエ変換を行い、前記複数種類のドプラスペクトルデータを生成し、前記所定の時間範囲において前記データ点数が互いに異なる時系列データは、各時系列データの時間中心が互いに同一になるように、前記所定の時間範囲の時系列データから選択されている。

本発明の画像表示装置は、ドプラ情報を含む時系列データを生成する時系列データ生成手段と、前記時系列データのうち所定の時間範囲の時系列データにフーリエ変換を行いドプラスペクトルデータを生成することを、前記所定の時間範囲を一定時間ずつずらして複数回行い、複数時の前記ドプラスペクトルデータを生成するスペクトルデータ生成手段と、前記複数時のドプラスペクトルデータに基づいてＤモード画像の画像データを生成する画像生成手段と、前記画像データに基づいてＤモード画像を表示する表示手段と、を備え、前記スペクトルデータ生成手段は、前記所定の時間範囲の時系列データのうち所定のデータ点数の時系列データにフーリエ変換を行いドプラスペクトルデータを生成することを、前記データ点数を異ならせて複数回行い、複数種類の前記ドプラスペクトルデータを生成し、前記画像生成手段は、前記複数種類のドプラスペクトルデータに基づく複数種類のＤモード画像が合成された合成Ｄモード画像の画像データを生成する。

本発明によれば、Ｄモード画像の画質を向上できる。

図１は、本発明の実施形態に係る超音波診断装置１の全体構成の要部を示すブロック図である。超音波診断装置１は、例えば、いわゆるパルスドプラ法でＤモード画像を得る超音波診断装置として構成されている。すなわち、超音波診断装置１は、超音波の送信波をある長さのパルス波として送り、その反射波が返ってきた後に、次のパルス波を送るというように、間欠的に送受波を行う。

超音波診断装置１は、被検体に超音波を照射し、反射された超音波を受信するプローブ１１と、プローブ１１との間で電気信号を送受信する送受信部１２と、送受信部１２からの信号に基づいて画像データの生成に必要なデータを生成するデータ処理部１３と、データ処理部１３により生成されたデータに基づいて画像データを生成する画像処理部１４と、画像処理部１４からの信号に基づいて超音波画像を表示する表示部１５と、ユーザの入力操作を受け付ける操作部１６と、操作部１６からの信号等に基づいて各部１２〜１５の制御を実行する制御部１７とを備えている。

プローブ１１は、超音波と電気信号との相互変換を行なうトランスデューサを含んで構成され、入力された電気信号を超音波に変換して被検体に送信するとともに、受信した超音波（エコー信号）を電気信号に変換して出力する。

送受信部１２は、制御部１７からの制御信号に基づいて所定の繰り返し周波数で電気信号をプローブ１１に出力する。また、プローブ１１からの電気信号をデータ処理部１３に出力する。

データ処理部１３は、送受信部１２からの信号に基づいてドプラ情報を含む時系列データを生成する時系列データ生成部１９と、時系列データ生成部１９の生成した時系列データに対してフーリエ変換を行ってドプラスペクトルデータを生成するスペクトルデータ生成部２０とを備えている。データ処理部１３は、例えばコンピュータにより構成されている。

時系列データ生成部１９は、特に図示しないが、例えば、入力された信号から所定の深度（図２のサンプルボリューム１０５参照）の信号を抽出する信号抽出部、入力された信号を直交検波してドプラ信号を出力する位相検波部、入力されたアナログ信号をＡ／Ｄ変換するＡＤ変換部を備えている。時系列データ生成部１９は、送受信部１２からの信号に上述の各部による処理を施すことにより、離散的なデジタルデータである時系列データを生成する。時系列データは、ドプラ偏移周波数で振動するドプラ信号の強度の情報を一定の時間間隔毎（例えば、パルスドプラ法では繰り返し周波数に相当する周期毎）に保持している。なお、時系列データ生成部１９の上述の各部の処理は、適宜な順番で行ってよい。

スペクトルデータ生成部２０は、時系列データ生成部１９により生成された時系列データに対してフーリエ変換を行い、ドプラ偏移周波数毎のパワーの値を保持するドプラスペクトルデータを生成する。フーリエ変換は、例えば高速フーリエ変換（ＦＦＴ）により行われる。

なお、データ処理部１３は、時系列データ生成部１９やスペクトルデータ生成部２０の他にも、データ（信号）からノイズを除去するフィルタ部や、他のモード（Ｍモード、Ｂモード、カラーモード）の画像を生成するためのデータを生成する各種のデータ生成部等を備えている。

画像処理部１４は、データ処理部１３により生成されたデータに基づいて画像データを生成する。例えば、画像処理部１４は、スペクトルデータ生成部２０により生成されたドプラスペクトルデータに基づいてＤモード画像を生成する。画像処理部１４は、Ｄモード画像の画像データの他にも、他のモードの画像の画像データを生成可能である。画像処理部１４は、生成した画像データに基づく映像信号を表示部１５に出力する。画像処理部１４は、例えばコンピュータにより構成されている。

表示部１５は、例えばＣＲＴディスプレイや液晶ディスプレイにより構成されており、画像処理部１４から出力された映像信号に従って画像を表示する。操作部１６は、例えばキーボードやポインティングディバイスにより構成されており、入力操作に応じた信号を制御部１７に出力する。制御部１７は、例えばコンピュータにより構成され、操作部１６からの操作信号に基づいて、送受信部１２、データ処理部１３、画像処理部１４、表示部１５に制御信号を出力する。

図２は、表示部１５に表示される画像の一例を示している。画像１０１は、プローブ１１により超音波の送受信が行われている間にリアルタイムに、又は、プローブ１１による超音波の送受信が終了した後の任意の時期に、表示部１５の画面に表示される。

画像１０１は、Ｂモード画像１０２と、Ｄモード画像１０３とを含んでいる。Ｂモード画像１０２は、輝度でエコー信号の強度を表した断層像の画像である。Ｂモード画像１０２では、Ｄモード画像１０３の表示対象部位を示すサンプルボリューム１０５が表示されている。サンプルボリューム１０５の位置及び大きさは、ユーザの操作部１６への入力操作等により適宜に設定される。

Ｄモード画像１０３は、第１軸（例えば横軸）を時間とし、第１軸に直交する第２軸（例えば縦軸）をドプラ偏移周波数又はドプラ偏移周波数に相関する物理量（例えば血液の流速。以下、両者を総称して「ドプラ偏移周波数等」ということがある。）とし、輝度でドプラスペクトルのパワー又はパワーに相関する物理量（以下、両者を総称して「パワー等」ということがある。）を表した画像である。例えば、輝度は、ドプラスペクトルのパワー等が大きくなるほど高くなる。図２では、輝度が低い領域をハッチングして示している。

Ｄモード画像１０３の大きさ、縦軸や横軸のレンジ、輝度とパワー等との対応付けは、操作部１６への入力操作等により適宜に設定可能である。また、Ｄモード画像１０３とＢモード画像１０２とを横方向に配列するなど、Ｄモード画像１０３の配置も適宜に設定可能である。

設定の一例を述べる。６００（縦）×８００（横）ピクセルのＣＲＴディスプレイの場合、Ｄモード画像１０３の大きさは、３００（縦）×６００（横）〜６００（縦）×３００（横）ピクセルに設定されてよい。Ｄモード画像１０３は、２００（縦）×６００（横）ピクセル、３００（縦）×６００（横）ピクセル、４００（縦）×６００（横）ピクセルなどの横長表示に設定されてもよいし、６００（縦）×３００（横）ピクセルなどの縦長表示に設定されてもよい。なお、ディスプレイの大きさ（ｉｎｃｈ）が異なる場合や液晶ディスプレイの場合も、上記の６００（縦）×８００（横）ピクセルのＣＲＴディスプレイとの基本のドット数の相違を加味して若しくは加味せずに適宜に設定されてよい。Ｄモード画像１０３の横軸のレンジは１．０〜１６．０（ｓ）に、縦軸のレンジは１０〜１００（ｃｍ／ｓ）に設定されてよい。輝度は、音圧を電気信号に変換して得られた電圧（パワー）に対して０〜６３階調（６bit）が割り当てられてよい。なお、超音波診断装置１では、音圧を電気信号に変換して得られた数ボルトの電圧をプリアンプ増幅、デジタル変換、コンプレッション、フィルタリング等を行い、最終的に、０〜６３の輝度値を得ている。すなわち、所定範囲の電圧に対して所定範囲の輝度値を割り当てることにより、間接的に所定範囲のパワーに対して所定範囲の輝度値を割り当てている。

図３は、データ処理部１３の動作を説明する図である。なお、図３は、データ処理部１３の動作を概念的に説明するためのものであり、図３において例示するデータ点数は作図上の便宜的なものに過ぎない。

まず、データ処理部１３における従来と同様の動作を説明する。図３に示すように、時系列データ生成部１９により、複数（図３では１５個を例示）の時点データＤＣからなる時系列データＤ０が生成される。複数の時点データＤＣのサンプリング周期（時間間隔）Ｔ１は、繰り返し周波数の逆数であり、一定である。繰り返し周波数は、サンプリングの位置によるが、例えば１００〜１０ｋＨｚである。

スペクトルデータ生成部２０は、時系列データＤ０のうちデータ点数（時点データＤＣの数）がＮ１個（図３では６個を例示）の時系列データＤＡ１に対してフーリエ変換を行い、時系列データＤＡ１に基づくドプラスペクトルデータを生成する。同様に、時系列データＤＡ１とは時間的な位置が異なる、データ点数がＮ１個の時系列データＤＡ２、ＤＡ３（以下、単に「時系列データＤＡ」といい、ＤＡ１〜ＤＡ３を区別しないことがある。）に順次フーリエ変換を行い、複数のドプラスペクトルデータを生成する。

すなわち、スペクトルデータ生成部２０は、所定の時間範囲Ｔ２の時系列データにフーリエ変換を行いドプラスペクトルデータを生成することを、所定の時間範囲Ｔ２を一定時間ずつずらして複数回行い、複数時のドプラスペクトルデータを生成する。なお、所定の時間範囲Ｔ２は、サンプリング周期Ｔ１×データ点数である。

以上の従来と同様の動作に加え、スペクトルデータ生成部２０は、時系列データＤＡのデータ点数Ｎ１とは異なるデータ点数Ｎ２（図３では４個を例示）の時系列データＤＢ１〜ＤＢ３（以下、単に「時系列データＤＢ」といい、ＤＢ１〜ＤＢ３を区別しないことがある。）に順次フーリエ変換を行い、複数のドプラスペクトルデータを生成する。

すなわち、スペクトルデータ生成部２０は、所定の時間範囲Ｔ２の時系列データのうち所定のデータ点数の時系列データにフーリエ変換を行いドプラスペクトルデータを生成することを、データ点数を異ならせて複数回（実施形態ではデータ点数Ｎ１の場合とＮ２の場合との２回）行い、複数種類（実施形態では２種類）のドプラスペクトルデータを生成する。

時系列データＤＢは、時系列データＤＡのうち一部の時間範囲の時点データＤＣ全てにより構成されており、時系列データＤＡのサンプリング周期と時系列データＤＢのサンプリング周期とは互いに同一（Ｔ１）である。また、時系列データＤＢは、時系列データＤＡの中央の一部の時間範囲に設定されており、時系列データＤＡの時間中心Ｔａｃと時系列データＤＢの時間中心Ｔｂｃとは互いに一致している。

なお、例えば、Ｎ１＝６０〜９０であり、Ｎ２＝３０〜３６である。

図４は、画像処理部１４の動作を説明する概念図である。上述のように、スペクトルデータ生成部２０により２種類のドプラスペクトルデータが生成される。従って、画像処理部１４は、２種類のドプラスペクトルデータに基づいて、データ点数Ｎ１の場合のＤモード画像１０３Ａ（図４（ａ））と、データ点数Ｎ２の場合のＤモード画像１０３Ｂ（図４（ｂ））との２種類のＤモード画像の画像データを生成可能である。ここで、上述したように、データ点数が比較的多いＤモード画像１０３Ａでは、斑点５０１が生じる。また、データ点数が比較的少ないＤモード画像１０３Ｂでは、縦筋５０２が生じる。

そこで、画像処理部１４は、Ｄモード画像１０３ＡとＤモード画像１０３Ｂとが合成された合成Ｄモード画像１０３Ｃ（図４（ｃ））の画像データを生成する。これにより、斑点５０１及び縦筋５０２が軽減された高画質のＤモード画像が得られる。

合成は、種々の方法により行ってよい。また、合成方法は、操作部１６に対する操作等により種々の合成方法から選択可能であってもよい。例えば、Ｄモード画像１０３Ａ及びＤモード画像１０３Ｂの互いに対応する画素間において輝度が平均された画像を合成Ｄモード画像１０３Ｃとしてよい。互いに対応する画素は、時間（横軸）及びドプラ偏移周波数等（縦軸）が互いに同一の画素である。

すなわち、図４においてハッチングして示すように、Ｄモード画像１０３Ａにおける時点ｔ１及びドプラ偏移周波数等ｆ１の画素ＰＡと、Ｄモード画像１０３Ｂにおける時点ｔ１及びドプラ偏移周波数等ｆ１の画素ＰＢとが互いに対応し、これらの画素ＰＡ及びＰＢの輝度の平均が、合成Ｄモード画像１０３Ｃにおける時点ｔ１及びドプラ偏移周波数等ｆ１の画素ＰＣの輝度になるように合成してよい。

また、例えば、Ｄモード画像１０３Ａと、Ｄモード画像１０３Ｂとの互いに対応する画素間において大きいほうの輝度（合成されるＤモード画像が３種以上の場合には最大の輝度）が選択された画像を合成Ｄモード画像１０３Ｃとしてよい。

また、合成は、Ｄモード画像全体において行ってもよいし、Ｄモード画像の一部の領域に対してのみ行ってもよい。例えば、Ｄモード画像１０３Ａにおいて斑点５０１が生じる領域５０５においてのみＤモード画像１０３Ｂを合成してもよいし、Ｄモード画像１０３Ｂにおいて縦筋５０２が生じる領域５０６においてのみＤモード画像１０３Ａを合成してもよい。なお、この場合の合成も、上述のように画素毎に輝度の平均、又は、高い輝度の選択を行ってよい。

上述のような各種の合成を行うと、例えば、データ点数の少ないＤモード画像１０３Ｂにおいて信号強度が弱い部分が縦方向に連続している（縦筋がある）場合、その部分は、データ点数の多いＤモード画像１０３Ａとの平均や置換により輝度が高くなり、縦筋が目立たなくなる。斑点についても同様である。そして、両画像が互いの欠点を補うことにより、高画質のＤモード画像１０３Ｃが得られる。

図５は、超音波診断装置１のＤモード画像を生成する手順の一例を説明するフローチャートである。具体的には、Ｄモード画像１０３をリアルタイム表示する場合のスペクトルデータ生成部２０の動作（ステップＳ１〜Ｓ５）及び画像処理部１４の動作（ステップＳ６〜Ｓ１０）の一例を示している。

超音波診断装置１は、時系列データ生成部１９によりデータ点数Ｎ１の時系列データＤＡが新たに生成されか否か判定し（ステップＳ１）、データ点数Ｎ１の時系列データＤＡが新たに生成されたと判定すると、データ点数Ｎ１の時系列データＤＡに窓関数を掛け（ステップＳ２）、データ点数Ｎ１の時系列データＤＡをフーリエ変換し、ドプラスペクトルデータを生成する（ステップＳ３）。

窓関数は、フーリエ変換が有限区間において切り出された時系列データに対して行われることによって生じる誤差を低減するものである。窓関数には、方形窓、ハニング窓、ハミング窓、ガウス窓など、公知の適宜なものが選択されてよい。一般に、方形窓以外の窓関数は、時点データＤＣの時間軸に沿った順番を変数とする関数となっており、有限区間の中央（時間中心）付近において、関数の値（時系列データに乗じられる重み）が最大となる。

次に、超音波診断装置１は、ステップＳ２、Ｓ３と同様に、データ点数Ｎ２の時系列データＤＢに窓関数を掛け（ステップＳ４）、データ点数Ｎ２の時系列データＤＢをフーリエ変換し、ドプラスペクトルデータを生成する（ステップＳ５）。なお、ステップＳ４で使用される窓関数は、ステップＳ２で使用される窓関数と同一のものである。ただし、異なる窓関数であってもよい。

その後、超音波診断装置１は、画像データを生成する時期か否かを判定する（ステップＳ６）。例えば、時系列データＤＡの取得が所定回数行われたか否か、所定のフレームレートで画面を更新すべき時期が到来したか否かを判定する。画像データ生成時期が到来していないと判定した場合は、ステップＳ１に戻る。画像データ生成時期が到来したと判定した場合は、Ｄモード画像１０３ＡとＤモード画像１０３Ｂとを合成すべき領域（例えば領域５０５、５０６）を検出する（ステップＳ７）。なお、画像全体において合成を行う場合にはステップＳ７は省略される。

領域５０５、５０６の検出は、例えば、ドプラスペクトルデータの各ドプラ偏移周波数等のパワー等と、そのドプラスペクトルデータに対して時間的に前後する１〜複数のドプラスペクトルデータの対応するドプラ偏移周波数等のパワー等とを比較し、急激な変化があった場合に斑点５０１や縦筋５０２が存在すると判定することにより行ったり、生成したドプラスペクトルデータと、予め用意された、所定の大きさの斑点５０１や縦筋５０２が生じた場合の基準ドプラスペクトルとパターンマッチングを行うことにより行う。

ステップＳ８では、超音波診断装置は、データ点数Ｎ１の時系列データをフーリエ変換したスペクトラムデータと、データ点数Ｎ２の時系列データをフーリエ変換したスペクトラムデータとを合成する。すなわち、互いに同一の時間及びドプラ周波数等の２種類のパワー等を平均し、又は、２種類のパワー等のうち一方を選択し、合成ドプラスペクトルデータを得る。検出された合成領域５０５又は５０６についてのみ合成を行う場合には、２つのドプラスペクトルデータのうち一方のデータにおいて、合成領域に対応するデータについてのみ他方のデータを合成し、合成ドプラスペクトルデータを得る。

ステップＳ１０では、超音波診断装置は、合成ドプラスペクトルデータに基づいて合成Ｄモード画像１０３Ｃの画像データを生成し（ステップＳ９）、生成した画像データに基づく映像信号を表示部１５に出力して表示部１５の画面を更新する（ステップＳ１０）。

以上の実施形態によれば、データ点数Ｎ１の時系列データＤＡと、データ点数Ｎ２の時系列データＤＢとにフーリエ変換を行い２種類のドプラスペクトルデータを生成し、その２種類のドプラスペクトルデータに基づく２種類のＤモード画像１０３Ａ、１０３Ｂが合成された合成Ｄモード画像１０３Ｃの画像データを生成することから、データ点数が多いときに生じる斑点５０１やデータ点数が少ないときに生じる縦筋５０２のうち少なくとも一方が軽減され、画質が向上する。

例えば、合成Ｄモード画像１０３Ｃが、Ｄモード画像１０３Ａ、１０３Ｂの互いに対応する画素間において輝度が平均された画像である場合には、斑点５０１及び縦筋５０２の双方が低減される。

例えば、合成Ｄモード画像１０３Ｃが、Ｄモード画像１０３Ａ、１０３Ｂの互いに対応する画素間において最大の輝度が選択された画像であれば、斑点５０１の埋まりがよくなり、感度がよい印象をユーザに与えることができる。

例えば、合成Ｄモード画像１０３Ｃが、Ｄモード画像１０３Ａ、１０３Ｂのいずれか一のＤモード画像の所定の領域において他の画像が合成された画像データであれば、画質の低下を招いている部分のみを合成して効果的に画質を向上させることができる。

時系列データＤＢは、時系列データＤＡのうち一部の時間範囲の時系列データ全てであり、時系列データＤＡの時系列データＤＡのサンプリング周期と時系列データＤＢのサンプリング周期とは互いに同一である。従って、生成された２種類のドプラスペクトルのサンプリング周波数及び最大周波数は互いに同一であり、データ点数の少ないドプラスペクトルデータの形は、データ点数の多いドプラスペクトルデータから低周波数側のデータを削除した形になる。このため、２種類のドプラスペクトルにおいてドプラ偏移周波数等が互いに同一のデータ点（パワー等）を特定することが容易になり、合成のアルゴリズムが簡潔になる。

フーリエ変換の前には時系列データＤＡ、ＤＢに窓関数が掛けられ、時系列データＤＢは、時系列データＤＡの時間中心と時系列データＤＢの時間中心とが一致するように選択されている。一方、上述のように、窓関数は一般に中央付近の値が大きい。従って、時系列データＤＡに掛け合わされる窓関数と、時系列データＤＢに掛け合わされる窓関数とは互いにピークとなる時間が略一致する。その結果、窓関数の影響による２つのドプラスペクトル間の誤差は縮小され、合成によって新たなノイズが生じることが抑制される。

なお、以上の実施形態において、画像処理部１４は本発明の画像生成手段の一例であり、データ処理部１３、画像処理部１４及び表示部１５の組合せは本発明の画像表示装置の一例である。

本発明は、以上の実施形態に限定されず、種々の態様で実施してよい。

超音波診断装置は、Ｄモード画像に資する時系列データを得ることができるものであればよく、パルスドプラ法により時系列データを得るものに限定されない。例えば、連続ドプラ法により時系列データを得るものであってもよい。

複数種類のドプラスペクトルデータに基づく複数種類のＤモード画像が合成された合成Ｄモード画像の画像データの生成は、結果として合成Ｄモード画像の画像データが生成されればよく、実施形態に示したように、複数種類のドプラスペクトルデータを合成してから画像データを生成することにより行われるものに限定されない。例えば、複数種類のドプラスペクトルデータそれぞれに基づいてＤモード画像の画像データを複数生成し、複数のＤモード画像の画像データを合成することにより、合成Ｄモード画像の画像データを生成してもよい。また、このような場合、画像生成部は、複数種類のＤモード画像の互いに同一の座標の画素を、互いに対応する画素として検出してもよい。この場合であっても、各画素の時間及びドプラ偏移周波数等が対応していることに変わりはない。Ｄモード画像の拡大縮小により画素数とデータ数とが一致していない場合も同様である。

合成は、画素毎に複数のＤモード画像の輝度（パワー等）を平均、選択するものに限定されない。例えば、一の画像の所定の領域を他の画像の対応領域に置き換えてもよい。複数のＤモード画像の互いに対応する時間毎又はドプラ偏移周波数等毎に、輝度を比較して選択するなどしてもよい。３種類以上のＤモード画像の互いに対応する画素の輝度を、重み係数を乗じて加算してもよい。合成が所定の領域においてのみ行われる場合、所定の領域は、実施形態のように超音波診断装置によって検出されるものに限定されず、ユーザによって設定されるものであってもよい。

互いに異なるデータ点数の時系列データは、所定の時間範囲を対象とするフーリエ変換が所定の時間範囲をずらしつつ順次行われるように設定されていればよく、図３に示したものに限定されない。

例えば、図６（ａ）に示すように、所定の時間範囲Ｔ２１（データ点数の多い時系列データＤＡ１１〜ＤＡ１４）が互いに一部重複していてもよい。さらに、図示はしないが、データ点数の少ない時系列データＤＢ１１〜ＤＢ１４が互いに一部重複していてもよい。逆に、図６（ｂ）に示すように、所定の時間範囲Ｔ２１（データ点数の多い時系列データＤＡ２１〜ＤＡ２３）が互いに離間していてもよい。なお、所定の時間範囲と、その所定の時間範囲内においてデータ点数が最も多い時系列データの時間範囲とは一致している必要はない。

また、例えば、図６（ｃ）に示すように、データ点数の多い時系列データＤＡ１〜ＤＡ３の時間中心Ｔａｃと、データ点数の少ない時系列データＤＢ３１〜ＤＢ３３の時間中心Ｔｂｃ′とが一致していなくてもよい。

また、例えば、図６（ｄ）に示すように、データ点数の多い時系列データＤＡ１〜ＤＡ３のサンプリング周期Ｔ１と、データ点数の少ない時系列データＤＢ４１〜ＤＢ４３のサンプリング周期Ｔ３（ハッチングして示すもののみが時系列データＤＢ４１〜ＤＢ４３を構成する）とは一致していなくてもよい。

本発明の実施形態に係る超音波診断装置の構成の要部を示すブロック図。図２の超音波診断装置の表示する画像の一例を示す図。図１の超音波診断装置のデータ処理部の動作を説明する概念図。図１の超音波診断装置の画像処理部の動作を説明する概念図。図１の超音波診断装置のＤモード画像を生成する手順を説明するフローチャート。図１の超音波診断装置のデータ処理方法の変形例を示す図。従来のＤモード画像を説明する図。

符号の説明

１…超音波診断装置、１１…プローブ、１９…時系列データ生成部、２０…スペクトルデータ生成部、１４…画像処理部、１５…表示部、ＤＡ，ＤＢ…時系列データ、１０３Ｃ…合成Ｄモード画像。

Claims

超音波を被検体に照射し、反射された超音波を電気信号に変換して出力するプローブと、
前記プローブからの信号に基づいてドプラ情報を含む時系列データを生成する時系列データ生成手段と、
前記時系列データのうち所定の時間範囲の時系列データにフーリエ変換を行いドプラスペクトルデータを生成することを、前記所定の時間範囲を一定時間ずつずらして複数回行い、複数時の前記ドプラスペクトルデータを生成するスペクトルデータ生成手段と、
前記複数時のドプラスペクトルデータに基づいてＤモード画像の画像データを生成する画像生成手段と、
前記画像データに基づいてＤモード画像を表示する表示手段と、
を備え、
前記スペクトルデータ生成手段は、前記所定の時間範囲の時系列データのうち所定のデータ点数の時系列データにフーリエ変換を行いドプラスペクトルデータを生成することを、前記データ点数を異ならせて複数回行い、複数種類の前記ドプラスペクトルデータを生成し、
前記画像生成手段は、前記複数種類のドプラスペクトルデータに基づく複数種類のＤモード画像が合成された合成Ｄモード画像の画像データを生成する
超音波診断装置。
前記合成Ｄモード画像は、前記複数種類のＤモード画像の互いに対応する画素間において輝度が平均された画像である
請求項１に記載の超音波診断装置。
前記合成Ｄモード画像は、前記複数種類のＤモード画像の互いに対応する画素間において最大の輝度が選択された画像である
請求項１に記載の超音波診断装置。
前記合成Ｄモード画像は、前記複数種類のＤモード画像のいずれか一のＤモード画像の所定の領域において他の画像が合成された画像データである
請求項１〜３のいずれか１項に記載の超音波診断装置。
前記所定の領域は、前記一のＤモード画像において所定の大きさの斑点が生じる領域であり、
前記他の画像は、前記一のＤモード画像よりも少ないデータ点数の前記時系列データに基づくＤモード画像である
請求項４に記載の超音波診断装置。
前記所定の領域は、前記一のＤモード画像においてドプラ偏移周波数又はドプラ偏移周波数に相関する物理量を示す軸に沿う線が生じる領域であり、
前記他の画像は、前記一のＤモード画像よりも多いデータ点数の前記時系列データに基づくＤモード画像である
請求項４に記載の超音波診断装置。
前記所定の時間範囲において前記データ点数が互いに異なる時系列データは、一のデータ点数の時系列データのうち一部の時間範囲の時系列データ全てが他のデータ点数の時系列データとなるように、前記所定の時間範囲の時系列データから選択されている
請求項１〜６のいずれか１項に記載の超音波診断装置。
前記スペクトルデータ生成手段は、前記データ点数が互いに異なる時系列データにそれぞれ、時系列データの時間中心側において値が大きくなる窓関数を掛けてからフーリエ変換を行い、前記複数種類のドプラスペクトルデータを生成し、
前記所定の時間範囲において前記データ点数が互いに異なる時系列データは、各時系列データの時間中心が互いに同一になるように、前記所定の時間範囲の時系列データから選択されている
請求項１〜７のいずれか１項に記載の超音波診断装置。
ドプラ情報を含む時系列データを生成する時系列データ生成手段と、
前記時系列データのうち所定の時間範囲の時系列データにフーリエ変換を行いドプラスペクトルデータを生成することを、前記所定の時間範囲を一定時間ずつずらして複数回行い、複数時の前記ドプラスペクトルデータを生成するスペクトルデータ生成手段と、
前記複数時のドプラスペクトルデータに基づいてＤモード画像の画像データを生成する画像生成手段と、
前記画像データに基づいてＤモード画像を表示する表示手段と、
を備え、
前記スペクトルデータ生成手段は、前記所定の時間範囲の時系列データのうち所定のデータ点数の時系列データにフーリエ変換を行いドプラスペクトルデータを生成することを、前記データ点数を異ならせて複数回行い、複数種類の前記ドプラスペクトルデータを生成し、
前記画像生成手段は、前記複数種類のドプラスペクトルデータに基づく複数種類のＤモード画像が合成された合成Ｄモード画像の画像データを生成する
画像表示装置。
前記合成Ｄモード画像は、前記複数種類のＤモード画像の互いに対応する画素間において輝度が平均された画像である
請求項９に記載の画像表示装置。
前記合成Ｄモード画像は、前記複数種類のＤモード画像の互いに対応する画素間において最大の輝度が選択された画像である
請求項９に記載の画像表示装置。
前記合成Ｄモード画像は、前記複数種類のＤモード画像のいずれか一のＤモード画像の所定の領域において他の画像が合成された画像データである
請求項９〜１１のいずれか１項に記載の画像表示装置。
前記所定の領域は、前記一のＤモード画像において所定の大きさの斑点が生じる領域であり、
前記他の画像は、前記一のＤモード画像よりも少ないデータ点数の前記時系列データに基づくＤモード画像である
請求項１２に記載の画像表示装置。
前記所定の領域は、前記一のＤモード画像においてドプラ偏移周波数又はドプラ偏移周波数に相関する物理量を示す軸に沿う線が生じる領域であり、
前記他の画像は、前記一のＤモード画像よりも多いデータ点数の前記時系列データに基づくＤモード画像である
請求項１２に記載の画像表示装置。
前記所定の時間範囲において前記データ点数が互いに異なる時系列データは、一のデータ点数の時系列データのうち一部の時間範囲の時系列データ全てが他のデータ点数の時系列データとなるように、前記所定の時間範囲の時系列データから選択されている
請求項９〜１４のいずれか１項に記載の画像表示装置。
前記スペクトルデータ生成手段は、前記データ点数が互いに異なる時系列データにそれぞれ、時系列データの時間中心側において値が大きくなる窓関数を掛けてからフーリエ変換を行い、前記複数種類のドプラスペクトルデータを生成し、
前記所定の時間範囲において前記データ点数が互いに異なる時系列データは、各時系列データの時間中心が互いに同一になるように、前記所定の時間範囲の時系列データから選択されている
請求項９〜１５のいずれか１項に記載の画像表示装置。