JP2015142608A - 超音波診断装置及び超音波診断プログラム - Google Patents
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Abstract
【課題】血流信号成分を極力失うことなく簡素な処理でクラッタ信号成分の除去が可能な技術を提供する。【解決手段】実施形態の超音波診断装置は、第１ドプラ情報生成手段と、第２ドプラ情報生成手段と、第３ドプラ情報生成手段と、画像生成手段とを含む。第１ドプラ情報生成手段は、被検体に対する複数回の超音波の送受信により得られた第１受信データ群に基づいて第１ドプラ情報を生成する。第２ドプラ情報生成手段は、第１受信データ群を間引くことにより取得された第２受信データ群に基づいて第２ドプラ情報を生成する。第３ドプラ情報生成手段は、第１ドプラ情報と第２ドプラ情報とに基づいて第３ドプラ情報を生成する。画像生成手段は、第３ドプラ情報生成手段によって生成された第３ドプラ情報に基づいて画像を生成する。【選択図】図４
Description
本発明の実施形態は、超音波診断装置及び超音波診断プログラムに関する。
超音波診断装置は、超音波プローブを用いて被検体内に超音波を送信してその反射波を受信することにより、被検体の生体情報を取得するものである。
超音波プローブは、超音波を送信すると共に、その反射波を受信する複数の超音波振動子を有する。各超音波振動子は、圧電素子と、これを挟む一対の電極とを含んで構成される。これら電極の間に電圧を印加することで、超音波振動子は、超音波を発生する。一方、超音波振動子は、被検体の内部において反射された反射波を受信し、電気信号として出力する。
超音波診断装置は、送信フォーカス制御により複数の超音波を合波することによって形成される送信ビームを用いて被検体を走査する。また、超音波診断装置は、受信された反射波に対して受信フォーカス制御を行うことにより得られた受信信号（受信データ）の強度に基づいて、被検体内の形態や機能を表す画像（超音波画像）を生成する。
たとえば、超音波診断装置は、被検体の内部組織による反射波を受信することにより、被検体の内部組織の構造を表す断層像であるＢモード画像を生成することができる。また、超音波診断装置は、超音波のドプラ効果を利用して、被検体の血流が存在する範囲や、血流の速度、分散、パワー等の血流情報を色によって識別が可能にされたカラードプラ画像を生成することができる。
反射波を受信することにより得られた受信データから検出される血流ドプラ信号には、血流に起因した所望の血流信号成分の他に、被検体の臓器等の固定反射や臓器の呼吸性移動や拍動性移動等に起因したクラッタ信号成分が含まれる。そのため、超音波画像の画質の向上には、検出された血流ドプラ信号からクラッタ信号成分を除去する必要がある。このようなクラッタ信号成分を除去する手法として、ウォールフィルタ（Ｗａｌｌ Ｆｉｌｔｅｒ）を用いる手法やブランキング処理を用いる手法がある。
しかしながら、ウォールフィルタやブランキング処理を単純に用いる手法では、検出された血流ドプラ信号からクラッタ信号成分のみを除去することができず、所望の血流信号成分も同時に除去してしまうことがあるのが現状である。そのため、これら手法で、検出された血流ドプラ信号からクラッタ信号成分のみを除去しようとすると、処理が複雑化して処理負荷が重くなるという問題がある。
本発明は、上記の課題を解決するためになされたものであり、血流信号成分を極力失うことなく簡素な処理でクラッタ信号成分の除去が可能な技術を提供することを目的とする。
実施形態の超音波診断装置は、第１ドプラ情報生成手段と、第２ドプラ情報生成手段と、第３ドプラ情報生成手段と、画像生成手段とを含む。第１ドプラ情報生成手段は、被検体に対する複数回の超音波の送受信により得られた第１受信データ群に基づいて第１ドプラ情報を生成する。第２ドプラ情報生成手段は、第１受信データ群を間引くことにより取得された第２受信データ群に基づいて第２ドプラ情報を生成する。第３ドプラ情報生成手段は、第１ドプラ情報生成手段によって生成された第１ドプラ情報と第２ドプラ情報生成手段によって生成された第２ドプラ情報とに基づいて第３ドプラ情報を生成する。画像生成手段は、第３ドプラ情報生成手段によって生成された第３ドプラ情報に基づいて画像を生成する。
実施形態の超音波診断プログラムは、第１ドプラ情報生成手段と、第２ドプラ情報生成手段と、第３ドプラ情報生成手段と、画像生成手段としてコンピュータを機能させる。第１ドプラ情報生成手段は、被検体に対する複数回の超音波の送受信により得られた第１受信データ群に基づいて第１ドプラ情報を生成する。第２ドプラ情報生成手段は、第１受信データ群を間引くことにより取得された第２受信データ群に基づいて第２ドプラ情報を生成する。第３ドプラ情報生成手段は、第１ドプラ情報生成手段によって生成された第１ドプラ情報と第２ドプラ情報生成手段によって生成された第２ドプラ情報とに基づいて第３ドプラ情報を生成する。画像生成手段は、第３ドプラ情報生成手段によって生成された第３ドプラ情報に基づいて画像を生成する。
実施形態の超音波診断プログラムは、第１ドプラ情報生成手段と、第２ドプラ情報生成手段と、第３ドプラ情報生成手段と、画像生成手段としてコンピュータを機能させる。第１ドプラ情報生成手段は、被検体に対する複数回の超音波の送受信により得られた第１受信データ群に基づいて第１ドプラ情報を生成する。第２ドプラ情報生成手段は、第１受信データ群を間引くことにより取得された第２受信データ群に基づいて第２ドプラ情報を生成する。第３ドプラ情報生成手段は、第１ドプラ情報生成手段によって生成された第１ドプラ情報と第２ドプラ情報生成手段によって生成された第２ドプラ情報とに基づいて第３ドプラ情報を生成する。画像生成手段は、第３ドプラ情報生成手段によって生成された第３ドプラ情報に基づいて画像を生成する。
以下、図面を参照しながら実施形態を説明する。
＜第１実施形態＞
〔構成〕
［超音波診断装置］
第１実施形態に係る超音波診断装置は、複数回の超音波の送受信によって得られた第１受信データ群から血流ドプラ信号を生成する。第１受信データ群は、時系列データであり、第１受信データ群を構成する各受信データは、所定の周期で繰り返し取得される。クラッタ信号成分は所望の血流信号成分より周波数成分が低い点に着目し、超音波診断装置は、第１受信データ群を所定の間隔を置いて間引くことによって血流の速い成分が除去された第２受信データ群を生成し、生成された第２受信データ群からクラッタ信号成分を抽出する。そして、超音波診断装置は、生成された血流ドプラ信号からクラッタ信号成分を除去する。なお、「画像」と「画像データ」は一対一に対応するので、以下の実施形態においては、これらを同一視する場合がある。同様に、「受信データ」と「受信信号」は一対一に対応するので、以下の実施形態においては、これらを同一視する場合がある。
〔構成〕
［超音波診断装置］
第１実施形態に係る超音波診断装置は、複数回の超音波の送受信によって得られた第１受信データ群から血流ドプラ信号を生成する。第１受信データ群は、時系列データであり、第１受信データ群を構成する各受信データは、所定の周期で繰り返し取得される。クラッタ信号成分は所望の血流信号成分より周波数成分が低い点に着目し、超音波診断装置は、第１受信データ群を所定の間隔を置いて間引くことによって血流の速い成分が除去された第２受信データ群を生成し、生成された第２受信データ群からクラッタ信号成分を抽出する。そして、超音波診断装置は、生成された血流ドプラ信号からクラッタ信号成分を除去する。なお、「画像」と「画像データ」は一対一に対応するので、以下の実施形態においては、これらを同一視する場合がある。同様に、「受信データ」と「受信信号」は一対一に対応するので、以下の実施形態においては、これらを同一視する場合がある。
図１に、第１実施形態に係る超音波診断装置の概略構成のブロック図を示す。
図２に、図１の信号処理部及び画像生成部の構成例のブロック図を示す。なお、図２において、図１と同様の部分には同一符号を付し、適宜説明を省略する。
図２に、図１の信号処理部及び画像生成部の構成例のブロック図を示す。なお、図２において、図１と同様の部分には同一符号を付し、適宜説明を省略する。
第１実施形態に係る超音波診断装置１０は、超音波プローブ１と、送信部２と、受信部３と、信号処理部４と、画像生成部５と、表示制御部６と、表示部７と、制御部８と、操作部９とを含んで構成されている。超音波診断装置１０は、超音波プローブ１を有しないで、外部の超音波プローブ１に接続可能に構成されていてもよい。また、超音波診断装置１０は、表示部７を有しないで、外部の表示部７に接続可能に構成されていてもよい。
（超音波プローブ）
超音波プローブ１には、複数の超音波振動子（振動子）が走査方向に１列に配置された１次元アレイプローブ、又は、複数の超音波振動子が２次元的に配置された２次元アレイプローブが用いられる。超音波プローブ１は、ケーブルを介して超音波診断装置１０に接続される。
超音波プローブ１には、複数の超音波振動子（振動子）が走査方向に１列に配置された１次元アレイプローブ、又は、複数の超音波振動子が２次元的に配置された２次元アレイプローブが用いられる。超音波プローブ１は、ケーブルを介して超音波診断装置１０に接続される。
複数の超音波振動子を構成する各超音波振動子は、送信部２から超音波振動子毎に印加されるパルス（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は、複数の超音波振動子により受信された被検体からの反射波を電気信号に変換し、エコー信号として出力する。
超音波プローブ１には、走査方向に１列に配置された複数の超音波振動子を、走査方向に直交する揺動方向に揺動させる機械式１次元アレイプローブが用いられてもよい。また、超音波プローブ１は、超音波診断装置１０に着脱自在に接続されていてもよい。
（送信部）
送信部２は、超音波プローブ１に電気信号を供給して所定の焦点にビームフォームした（つまり送信ビームフォームした）超音波を送信させる。送信部２は、「送信手段」の一例である。
送信部２は、超音波プローブ１に電気信号を供給して所定の焦点にビームフォームした（つまり送信ビームフォームした）超音波を送信させる。送信部２は、「送信手段」の一例である。
（受信部）
受信部３は、ＤＲ（Ｄｉｇｉｔａｌ Ｒｅｃｉｅｖｅｒ）として機能する。すなわち、受信部３は、超音波プローブ１が受信したエコー信号を取得し、そのエコー信号に対して遅延処理を行うことにより、アナログのエコー信号を整相された（つまり受信ビームフォームされた）デジタルの受信データ（受信信号）を生成する。
受信部３は、ＤＲ（Ｄｉｇｉｔａｌ Ｒｅｃｉｅｖｅｒ）として機能する。すなわち、受信部３は、超音波プローブ１が受信したエコー信号を取得し、そのエコー信号に対して遅延処理を行うことにより、アナログのエコー信号を整相された（つまり受信ビームフォームされた）デジタルの受信データ（受信信号）を生成する。
受信部３は、たとえば図示しないプリアンプ回路と、Ａ／Ｄ変換器と、受信遅延回路と、加算器とを有する。プリアンプ回路は、超音波プローブ１の各超音波振動子から出力されるエコー信号を受信チャンネル毎に増幅する。Ａ／Ｄ変換器は、増幅されたエコー信号をデジタル信号に変換する。受信遅延回路は、デジタル信号に変換されたエコー信号に、受信指向性を決定するために必要な遅延時間を与える。加算器は、遅延時間が与えられたエコー信号を加算する。その加算によって、受信指向性に応じた方向からの反射成分が強調される。
受信部３は、直交位相検波処理により得られた受信データを、Ｂモード処理用のＢモード信号として信号処理部４に出力する。また、受信部３は、直交位相検波処理により得られた複素データである受信データを、カラーモード処理用のカラーモード信号として信号処理部４に出力する。受信部３は、「受信手段」の一例である。
この実施形態では、送信部２は、インターリーブスキャンによりインターリーブブロック毎に各ラスタに複数回にわたって超音波ビームを送信し、受信部３は、各ラスタにおいて複数回にわたって反射波を受信する。
（信号処理部）
信号処理部４は、図２に示すように、Ｂモード処理部４１と、カラーモード処理部４２とを含んで構成されている。Ｂモード処理部４１は、ＥＰ（Ｅｃｈｏ Ｐｒｏｃｅｓｓｏｒ）として機能する。すなわち、Ｂモード処理部４１は、受信部３から受信データを受けて、受信データの振幅情報を映像化するためのＢモード処理を行う。カラーモード処理部４２は、ＦＰ（Ｆｌｏｗ Ｐｒｏｃｅｓｓｏｒ）として機能する。すなわち、カラーモード処理部４２は、受信部３から受信データを受けて、カラーモード処理として血流情報を映像化するためのＣＦＭ（Ｃｏｌｏｒ Ｆｌｏｗ Ｍａｐｐｉｎｇ）処理を行う。血流情報には、血流の速度、パワー、及び分散等がある。信号処理部４は、Ｂモード処理部４１やカラーモード処理部４２において後述の信号処理が施された受信データ（超音波ラスタデータ等）を画像生成部５に出力する。
信号処理部４は、図２に示すように、Ｂモード処理部４１と、カラーモード処理部４２とを含んで構成されている。Ｂモード処理部４１は、ＥＰ（Ｅｃｈｏ Ｐｒｏｃｅｓｓｏｒ）として機能する。すなわち、Ｂモード処理部４１は、受信部３から受信データを受けて、受信データの振幅情報を映像化するためのＢモード処理を行う。カラーモード処理部４２は、ＦＰ（Ｆｌｏｗ Ｐｒｏｃｅｓｓｏｒ）として機能する。すなわち、カラーモード処理部４２は、受信部３から受信データを受けて、カラーモード処理として血流情報を映像化するためのＣＦＭ（Ｃｏｌｏｒ Ｆｌｏｗ Ｍａｐｐｉｎｇ）処理を行う。血流情報には、血流の速度、パワー、及び分散等がある。信号処理部４は、Ｂモード処理部４１やカラーモード処理部４２において後述の信号処理が施された受信データ（超音波ラスタデータ等）を画像生成部５に出力する。
信号処理部４は、ドプラ処理部を有していてもよい。ドプラ処理部は、受信データを位相検波することによりドプラ偏移周波数成分を取り出し、ＦＦＴ（Ｆａｓｔ Ｆｏｕｒｉｅｒ Ｔｒａｎｓｆｏｒｍ）処理を施すことにより血流速度を表すドプラ周波数分布を生成する。
（画像生成部）
画像生成部５は、信号処理部４から出力された信号処理後の受信データ（超音波ラスタデータ等）に基づいて超音波画像データを生成する。画像生成部５は、図２に示すように、ＤＳＣ（Ｄｉｇｉｔａｌ Ｓｃａｎ Ｃｏｎｖｅｒｔｅｒ：デジタルスキャンコンバータ）５１を含んで構成されている。ＤＳＣ５１は、距離方向補間部５１１と、方位方向補間部５１２とを含んで構成されている。
画像生成部５は、信号処理部４から出力された信号処理後の受信データ（超音波ラスタデータ等）に基づいて超音波画像データを生成する。画像生成部５は、図２に示すように、ＤＳＣ（Ｄｉｇｉｔａｌ Ｓｃａｎ Ｃｏｎｖｅｒｔｅｒ：デジタルスキャンコンバータ）５１を含んで構成されている。ＤＳＣ５１は、距離方向補間部５１１と、方位方向補間部５１２とを含んで構成されている。
［ＤＳＣ］
ＤＳＣ５１は、各ラスタの信号列で表される信号処理後の受信データを、直交座標系で表される画像データに変換する（スキャンコンバージョン処理）。距離方向補間部５１１は、受信データに対して距離方向のデータを補間する。方位方向補間部５１２は、受信データに対して方位方向のデータを補間する。
ＤＳＣ５１は、各ラスタの信号列で表される信号処理後の受信データを、直交座標系で表される画像データに変換する（スキャンコンバージョン処理）。距離方向補間部５１１は、受信データに対して距離方向のデータを補間する。方位方向補間部５１２は、受信データに対して方位方向のデータを補間する。
ＤＳＣ５１は、Ｂモード処理部４１によってＢモード処理が行われた受信データに対し上記のスキャンコンバージョン処理を施すことにより、被検体の組織の形態を表すＢモード画像データを生成する。ＤＳＣ５１は、生成されたＢモード画像データを表示制御部６に出力する。また、ＤＳＣ５１は、ＣＦＭ処理が行われた受信データに対し上記のスキャンコンバージョン処理を施すことにより、血流情報を表すＣＦＭ画像データを生成する。ＤＳＣ５１は、ＣＦＭ画像データを表示制御部６に出力する。Ｂモード画像データやＣＦＭ画像データは、超音波画像データの一例である。画像生成部５は、「画像生成手段」の一例である。
（表示制御部）
表示制御部６は、上記の超音波画像データを画像生成部５から受けて、超音波画像データに基づく超音波画像を表示部７に表示させる。また、表示制御部６は、超音波画像以外の各種画像や、画像以外の各種情報を、表示部７に表示させることも可能である。その具体例として、表示制御部６は、Ｂモード画像データに基づくＢモード画像上に、ＣＦＭ画像データに基づく血流情報をカラーで表示部７に重畳表示させる。なお、画像生成部５が、Ｂモード画像データに基づくＢモード画像上に、ＣＦＭ画像データに基づく血流情報を重畳させた画像データを生成し、生成された画像データを表示制御部６に出力するようにしてもよい。表示制御部６は、「表示制御手段」の一例である。
表示制御部６は、上記の超音波画像データを画像生成部５から受けて、超音波画像データに基づく超音波画像を表示部７に表示させる。また、表示制御部６は、超音波画像以外の各種画像や、画像以外の各種情報を、表示部７に表示させることも可能である。その具体例として、表示制御部６は、Ｂモード画像データに基づくＢモード画像上に、ＣＦＭ画像データに基づく血流情報をカラーで表示部７に重畳表示させる。なお、画像生成部５が、Ｂモード画像データに基づくＢモード画像上に、ＣＦＭ画像データに基づく血流情報を重畳させた画像データを生成し、生成された画像データを表示制御部６に出力するようにしてもよい。表示制御部６は、「表示制御手段」の一例である。
（表示部）
表示部７は、超音波画像等の各種画像や、その他各種情報を表示する。表示部７は、ＣＲＴ（Ｃａｔｈｏｄｅ Ｒａｙ Ｔｕｂｅ）や液晶ディスプレイ等の表示装置で構成されている。なお、この実施形態では、表示部７は超音波診断装置１０の一部を構成しているが、超音波診断装置１０に接続可能な表示装置を表示部７として用いることも可能である。表示部７は、「表示手段」の一例である。
表示部７は、超音波画像等の各種画像や、その他各種情報を表示する。表示部７は、ＣＲＴ（Ｃａｔｈｏｄｅ Ｒａｙ Ｔｕｂｅ）や液晶ディスプレイ等の表示装置で構成されている。なお、この実施形態では、表示部７は超音波診断装置１０の一部を構成しているが、超音波診断装置１０に接続可能な表示装置を表示部７として用いることも可能である。表示部７は、「表示手段」の一例である。
（制御部）
制御部８は、超音波診断装置１０の各部の動作を制御することができる。制御部８は、送信部２及び受信部３による超音波の送受信を制御する。制御部８は、信号処理部４における信号処理を制御する。制御部８は、画像生成部５における画像生成を制御する。制御部８は、表示制御部６における表示部７への画像表示を制御する。制御部８は、「制御手段」の一例である。
制御部８は、超音波診断装置１０の各部の動作を制御することができる。制御部８は、送信部２及び受信部３による超音波の送受信を制御する。制御部８は、信号処理部４における信号処理を制御する。制御部８は、画像生成部５における画像生成を制御する。制御部８は、表示制御部６における表示部７への画像表示を制御する。制御部８は、「制御手段」の一例である。
（操作部）
操作部９は、ユーザによる操作を受けて、この操作内容に応じた信号や情報を装置各部に入力する。操作部９は、たとえば、ジョイスティックやトラックボール等のポインティングデバイス、スイッチ、各種ボタン、又はキーボード等で構成されている。また、操作部９は、ネットワークやメディアを介して信号や情報の入力を受ける機能を有していてもよい。操作部９は、「指定手段」の一例である。
操作部９は、ユーザによる操作を受けて、この操作内容に応じた信号や情報を装置各部に入力する。操作部９は、たとえば、ジョイスティックやトラックボール等のポインティングデバイス、スイッチ、各種ボタン、又はキーボード等で構成されている。また、操作部９は、ネットワークやメディアを介して信号や情報の入力を受ける機能を有していてもよい。操作部９は、「指定手段」の一例である。
第１実施形態に係る超音波診断装置１０は、ＣＰＵ（Ｃｅｎｔｒａｌ Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ Ｕｎｉｔ）と、超音波診断装置１０の各部を制御するための制御プログラムが記憶される記憶装置とを含んで構成されていてもよい。この場合、ＣＰＵは、記憶装置に記憶された制御プログラムを読み込んで、制御プログラムに対応した処理を実行することで、信号処理部４、画像生成部５、表示制御部６、及び制御部８の動作を実現することができる。記憶装置は、たとえば、ＲＯＭ（Ｒｅａｄ Ｏｎｌｙ Ｍｅｍｏｒｙ）、ＲＡＭ（Ｒａｎｄｏｍ Ａｃｃｅｓｓ Ｍｅｍｏｒｙ）、ＨＤＤ（Ｈａｒｄ Ｄｉｓｃ Ｄｒｉｖｅ）等を含んで構成されている。
この実施形態では、信号処理部４は、カラーモード処理部４２において、上記のように複数回の超音波の送受信によって得られた第１受信データ群から第１血流ドプラ信号を生成する。また、カラーモード処理部４２は、第１受信データ群を所定の間隔を置いて間引くことにより得られた第２受信データ群から第２血流ドプラ信号を抽出する。カラーモード処理部４２は、第２血流ドプラ信号が第１血流ドプラ信号から除去された血流信号成分に基づいて血流情報を生成する。これにより、超音波画像における血流の視認性を向上させ、診断能の向上に寄与する超音波診断装置の提供が可能になる。
［信号処理部］
以下、この実施形態に係る信号処理部４について具体的に説明する。
以下、この実施形態に係る信号処理部４について具体的に説明する。
［Ｂモード処理部］
図３に、図２のＢモード処理部４１の構成例のブロック図を示す。図３において、図２と同様の部分には同一符号を付し、適宜説明を省略する。
図３に、図２のＢモード処理部４１の構成例のブロック図を示す。図３において、図２と同様の部分には同一符号を付し、適宜説明を省略する。
Ｂモード処理部４１は、対数圧縮部４１１と、エッジ強調部４１２と、平滑化フィルタ部４１３と、パーシスタンス部４１４とを含んで構成されている。
（対数圧縮部）
対数圧縮部４１１は、受信部３からの受信データを受けて、受信データに対し対数圧縮を行う。
対数圧縮部４１１は、受信部３からの受信データを受けて、受信データに対し対数圧縮を行う。
（エッジ強調部）
エッジ強調部４１２は、対数圧縮部４１１によって対数圧縮された受信データに対し、公知のエッジ強調処理を施す。
エッジ強調部４１２は、対数圧縮部４１１によって対数圧縮された受信データに対し、公知のエッジ強調処理を施す。
（平滑化フィルタ部）
平滑化フィルタ部４１３は、エッジ強調部４１２によってエッジ強調処理が施された受信データに対し、空間方向に平滑化するフィルタ処理を施す。
平滑化フィルタ部４１３は、エッジ強調部４１２によってエッジ強調処理が施された受信データに対し、空間方向に平滑化するフィルタ処理を施す。
（パーシスタンス部）
パーシスタンス部４１４は、平滑化フィルタ部４１３によってフィルタ処理が施された受信データに対し、時間方向に平滑化するフィルタ処理を施し、Ｂモード画像データとして出力する。パーシスタンス部４１４によって生成されたＢモード画像データは、画像生成部５のＤＳＣ５１に出力される。
パーシスタンス部４１４は、平滑化フィルタ部４１３によってフィルタ処理が施された受信データに対し、時間方向に平滑化するフィルタ処理を施し、Ｂモード画像データとして出力する。パーシスタンス部４１４によって生成されたＢモード画像データは、画像生成部５のＤＳＣ５１に出力される。
ＤＳＣ５１は、Ｂモード画像データとしてパーシスタンス部４１４によって生成された受信データに対しスキャンコンバージョン処理を施すことにより、Ｂモード画像データを生成する。
［カラーモード処理部］
図４に、図２のカラーモード処理部４２の構成例のブロック図を示す。図４において、図２と同様の部分には同一符号を付し、適宜説明を省略する。
図４に、図２のカラーモード処理部４２の構成例のブロック図を示す。図４において、図２と同様の部分には同一符号を付し、適宜説明を省略する。
カラーモード処理部４２は、第１ドプラ信号検出部４２１と、第２ドプラ信号検出部４２２と、クラッタ信号除去部４２３と、ブランキング処理部４２４と、パーシスタンス部４２５とを含んで構成されている。第１ドプラ信号検出部４２１は、ウォールフィルタ部４２１１と、自己相関値演算部４２１２と、血流情報演算部４２１３とを含んで構成されている。血流情報演算部４２１３は、速度演算部４２１４と、パワー演算部４２１５と、分散演算部４２１６とを含んで構成されている。第２ドプラ信号検出部４２２は、間引き部４２２１と、自己相関値演算部４２２２と、速度演算部４２２３とを含んで構成されている。クラッタ信号除去部４２３は、スケール合わせ部４２３１と、除去部４２３２とを含んで構成されている。
この実施形態では、血流情報を得るために自己相関法を用いて各ラスタについて送信部２及び受信部３によって複数回の超音波の送受信を行うことにより、同一ラスタについて複数個の受信データが取得される。以下では、同一ラスタの複数の受信データをアンサンブルデータと表記し、同一ラスタの複数の受信データのデータ数をアンサンブル数と表記する。アンサンブルデータは、時間方向にアンサンブル数分並んで構成される。
［第１ドプラ信号検出部］
第１ドプラ信号検出部４２１には、被検体に対する複数回の超音波の送受信により得られたアンサンブルデータが入力される。たとえば、図示しないＣＴ（Ｃｏｒｎｅｒ Ｔｕｒｎｉｎｇ）バッファには、時間方向にアンサンブル数分並んだアンサンブルデータが、ラスタ順に蓄積される。ＣＴバッファからラスタ方向にアンサンブルデータを読み出すことで、アンサンブルデータの順番を入れ替えることなく出力されたアンサンブルデータが第１ドプラ信号検出部４２１に入力される。
第１ドプラ信号検出部４２１には、被検体に対する複数回の超音波の送受信により得られたアンサンブルデータが入力される。たとえば、図示しないＣＴ（Ｃｏｒｎｅｒ Ｔｕｒｎｉｎｇ）バッファには、時間方向にアンサンブル数分並んだアンサンブルデータが、ラスタ順に蓄積される。ＣＴバッファからラスタ方向にアンサンブルデータを読み出すことで、アンサンブルデータの順番を入れ替えることなく出力されたアンサンブルデータが第１ドプラ信号検出部４２１に入力される。
第１ドプラ信号検出部４２１は、アンサンブルデータに基づいて第１血流ドプラ信号（速度成分、第１速度）を検出する。第１血流ドプラ信号は、血流信号成分とクラッタ信号成分とを含み、血流信号成分がクラッタ信号成分より多い。すなわち、第１血流ドプラ信号は、血流信号成分が支配的なドプラ信号である。
（ウォールフィルタ部）
ウォールフィルタ部４２１１は、アンサンブルデータそれぞれからクラッタ信号成分を除去し、関心のある信号成分を含む血流ドプラ信号の抽出を行う。ここで、関心のある信号成分は、血流信号成分である。実際には、ウォールフィルタ部４２１１によって抽出された血流ドプラ信号には、所望の血流信号成分の他に、クラッタ信号成分が含まれてしまう。
ウォールフィルタ部４２１１は、アンサンブルデータそれぞれからクラッタ信号成分を除去し、関心のある信号成分を含む血流ドプラ信号の抽出を行う。ここで、関心のある信号成分は、血流信号成分である。実際には、ウォールフィルタ部４２１１によって抽出された血流ドプラ信号には、所望の血流信号成分の他に、クラッタ信号成分が含まれてしまう。
（自己相関値演算部）
自己相関値演算部４２１２は、ウォールフィルタ部４２１１により抽出され時系列で構成される血流ドプラ信号から自己相関値（自己相関係数）を算出する。走査領域内の各サンプル点（各走査点）におけるＭ（Ｍは２以上の整数）個の血流ドプラ信号Ｚｉ（ｉ＝１、・・・、Ｍ）は、虚数単位ｊを用いて次のような複素データとして表すことができる。
自己相関値演算部４２１２は、ウォールフィルタ部４２１１により抽出され時系列で構成される血流ドプラ信号から自己相関値（自己相関係数）を算出する。走査領域内の各サンプル点（各走査点）におけるＭ（Ｍは２以上の整数）個の血流ドプラ信号Ｚｉ（ｉ＝１、・・・、Ｍ）は、虚数単位ｊを用いて次のような複素データとして表すことができる。
たとえば、自己相関値演算部４２１２は、次の式（２）に従って、式（１）で表された血流ドプラ信号Ｚｉから自己相関値Ｃ１を算出する。なお式（２）において、Ｚ＊ ｋ＋１は、Ｚｋ＋１の複素共役を示す。
また、たとえば、自己相関値演算部４２１２は、次の式（３）に従って、式（１）で表された血流ドプラ信号Ｚｉから自己相関値Ｃ０を算出する。なお式（３）において、Ｚ＊ ｋは、Ｚｋの複素共役を示す。
（血流情報演算部）
血流情報演算部４２１３は、自己相関値演算部４２１２によって算出された自己相関値Ｃ１、Ｃ０を用いて血流情報を算出する。血流情報は、血流の速度Ｖ、パワーＰ、及び分散σ２である。血流情報演算部４２１３によって算出された血流情報は、第１血流ドプラ信号である。
血流情報演算部４２１３は、自己相関値演算部４２１２によって算出された自己相関値Ｃ１、Ｃ０を用いて血流情報を算出する。血流情報は、血流の速度Ｖ、パワーＰ、及び分散σ２である。血流情報演算部４２１３によって算出された血流情報は、第１血流ドプラ信号である。
（速度演算部）
速度演算部４２１４は、自己相関値演算部４２１２によって算出された自己相関値Ｃ１を用いて血流の速度Ｖを算出する。その具体例として、速度演算部４２１４は、次の式（４）に従って血流の速度Ｖを算出する。なお、式（４）において、−π、πは、ドプラ周波数の折り返し周波数に相当する折り返し速度であり、Ｒｅ（Ｃ１）は自己相関値Ｃ１の実数部であり、Ｉｍ（Ｃ１）は自己相関値Ｃ１の虚数部である。また、式（４）では、係数が省略されている。速度演算部４２１４によって算出された血流の速度Ｖは、クラッタ信号除去部４２３に出力される。
速度演算部４２１４は、自己相関値演算部４２１２によって算出された自己相関値Ｃ１を用いて血流の速度Ｖを算出する。その具体例として、速度演算部４２１４は、次の式（４）に従って血流の速度Ｖを算出する。なお、式（４）において、−π、πは、ドプラ周波数の折り返し周波数に相当する折り返し速度であり、Ｒｅ（Ｃ１）は自己相関値Ｃ１の実数部であり、Ｉｍ（Ｃ１）は自己相関値Ｃ１の虚数部である。また、式（４）では、係数が省略されている。速度演算部４２１４によって算出された血流の速度Ｖは、クラッタ信号除去部４２３に出力される。
（パワー演算部）
パワー演算部４２１５は、自己相関値演算部４２１２によって算出された自己相関値Ｃ０を用いて血流のパワーＰを算出する。たとえば、パワー演算部４２１５は、自己相関値Ｃ０を血流のパワーＰとして算出する。パワー演算部４２１５によって算出された血流のパワーＰは、ブランキング処理部４２４に出力される。
パワー演算部４２１５は、自己相関値演算部４２１２によって算出された自己相関値Ｃ０を用いて血流のパワーＰを算出する。たとえば、パワー演算部４２１５は、自己相関値Ｃ０を血流のパワーＰとして算出する。パワー演算部４２１５によって算出された血流のパワーＰは、ブランキング処理部４２４に出力される。
（分散演算部）
分散演算部４２１６は、自己相関値Ｃ１、Ｃ０を用いて血流の分散を算出する。たとえば、分散演算部４２１６は、次の式（５）に従って血流の分散σ２を算出する。分散演算部４２１６によって算出された血流の分散σ２は、ブランキング処理部４２４に出力される。
分散演算部４２１６は、自己相関値Ｃ１、Ｃ０を用いて血流の分散を算出する。たとえば、分散演算部４２１６は、次の式（５）に従って血流の分散σ２を算出する。分散演算部４２１６によって算出された血流の分散σ２は、ブランキング処理部４２４に出力される。
第１ドプラ信号検出部４２１に入力されるアンサンブルデータは、「第１受信データ群」の一例である。また、第１ドプラ信号検出部４２１は、「第１ドプラ情報生成手段」の一例であり、血流情報演算部４２１３によって算出された血流情報（第１血流ドプラ信号の速度（第１速度）、第１血流ドプラ信号のパワー（第１パワー）、第２血流ドプラ信号の分散（第１分散））は、「第１ドプラ情報」の一例である。
［第２ドプラ信号検出部］
第２ドプラ信号検出部４２２には、第１ドプラ信号検出部４２１に入力されたアンサンブルデータと同一のアンサンブルデータが入力される。第２ドプラ信号検出部４２２は、アンサンブルデータを等間隔でｎ（ｎは２以上の整数）分の１に間引くことにより得られた間引き後のアンサンブルデータに基づいて第２血流ドプラ信号を検出する。第２血流ドプラ信号は、血流信号成分とクラッタ信号成分とを含み、血流信号成分に対するクラッタ信号成分の比が第１血流ドプラ信号より大きい。すなわち、第２血流ドプラ信号は、第１ドプラ信号と比較して、クラッタ信号成分がより支配的なドプラ信号である。
第２ドプラ信号検出部４２２には、第１ドプラ信号検出部４２１に入力されたアンサンブルデータと同一のアンサンブルデータが入力される。第２ドプラ信号検出部４２２は、アンサンブルデータを等間隔でｎ（ｎは２以上の整数）分の１に間引くことにより得られた間引き後のアンサンブルデータに基づいて第２血流ドプラ信号を検出する。第２血流ドプラ信号は、血流信号成分とクラッタ信号成分とを含み、血流信号成分に対するクラッタ信号成分の比が第１血流ドプラ信号より大きい。すなわち、第２血流ドプラ信号は、第１ドプラ信号と比較して、クラッタ信号成分がより支配的なドプラ信号である。
（間引き部）
間引き部４２２１は、アンサンブルデータを等間隔でｎ分の１に間引くことにより間引き後のアンサンブルデータを生成する。これにより、速度の速い血流ドプラ信号の位相差の影響を取り除くことができるため、血流信号成分に対するクラッタ信号成分の割合が高くなり、クラッタ信号成分を検出することが容易になる。
間引き部４２２１は、アンサンブルデータを等間隔でｎ分の１に間引くことにより間引き後のアンサンブルデータを生成する。これにより、速度の速い血流ドプラ信号の位相差の影響を取り除くことができるため、血流信号成分に対するクラッタ信号成分の割合が高くなり、クラッタ信号成分を検出することが容易になる。
図５に、間引き部４２２１の動作例を示す。図５は、アンサンブル数を１６とし、各アンサンブルデータをＥｍ（ｍ＝１〜１６のいずれか）として表記した例を表す。
図６に、間引き部４２２１の動作説明図を示す。図６は、アンサンブルデータＥ１〜Ｅ１２と２分の１に間引き後のアンサンブルデータを模式的に表したものである。なお、図６において、縦軸は虚軸方向の変位を表し、横軸は実数軸の変位を表す。
図６に、間引き部４２２１の動作説明図を示す。図６は、アンサンブルデータＥ１〜Ｅ１２と２分の１に間引き後のアンサンブルデータを模式的に表したものである。なお、図６において、縦軸は虚軸方向の変位を表し、横軸は実数軸の変位を表す。
図５に示すように、元のアンサンブルデータＥ１〜Ｅ１６を等間隔で２分の１に間引く場合、間引き部４２２１は、アンサンブルデータＥ１、Ｅ３、Ｅ５、・・・、Ｅ１５を出力する。同様に、元のアンサンブルデータＥ１〜Ｅ１６を等間隔で３分の１に間引く場合、間引き部４２２１は、アンサンブルデータＥ１、Ｅ４、Ｅ７、・・・、Ｅ１６を出力する。なお、アンサンブルデータに基づいて自己相関値を算出するために、２≦ｎ≦（アンサンブル数／２）である。
たとえば図６に示すようにアンサンブルデータを近似曲線により表すと、元のアンサンブルデータＥ１〜Ｅ１２の近似曲線ｅ１は、時間方向に緩やかな流れを表し、クラッタ信号成分の他に、速度の速い血流信号成分も含む曲線である。これに対し、２分の１の間引き後のアンサンブルデータＥ１、Ｅ３、Ｅ５、・・・、Ｅ１１の近似曲線ｅ２は、近似曲線ｅ１よりも変化が少なく、速度の速い血流信号成分がほとんど含まれず、より多くのクラッタ信号成分を含む曲線である。すなわち、間引き部４２２１による間引き後のアンサンブルデータは、変化の速い動きがある程度除去され、変化の遅い成分が残る。つまり、クラッタ信号成分が多い状態となる。
間引き部４２２１による間引き後のアンサンブルデータは、自己相関値演算部４２２２に入力される。すなわち、この実施形態では、第２ドプラ信号検出部４２２は、間引き後のアンサンブルデータに対してウォールフィルタ処理を行わない。ウォールフィルタ処理を省略する理由は、次の通りである。第１に、ウォールフィルタ処理は行列演算により処理時間が長くなり、且つ、処理負荷が重くなるため、ウォールフィルタ処理を省略することにより、高価なＣＰＵが不要となり、低コスト化が要求される下位機種にも適用することができるようになる。第２に、ウォールフィルタ処理のタップ数はアンサンブル数と同じ数であるためフィルタ処理の精度が低く、ウォールフィルタ処理を省略したとしても、その影響は小さい。このように、アンサンブルデータを間引くことによって血流信号成分自体の影響が小さくなり、且つ、クラッタ信号成分は血流信号成分に比べて非常にパワーが低い。そのため、この実施形態では、ウォールフィルタ処理を行うことなく血流信号成分が残っていても、その影響は非常に小さいものと考えてよい。
（自己相関値演算部）
自己相関値演算部４２２２は、間引き部４２２１によって間引かれたアンサンブルデータから自己相関値（自己相関係数）を算出する。その具体例として、自己相関値演算部４２２２は、自己相関値演算部４２１２と同様に、式（２）と同様の式により自己相関値Ｃ１を算出する。
自己相関値演算部４２２２は、間引き部４２２１によって間引かれたアンサンブルデータから自己相関値（自己相関係数）を算出する。その具体例として、自己相関値演算部４２２２は、自己相関値演算部４２１２と同様に、式（２）と同様の式により自己相関値Ｃ１を算出する。
（速度演算部）
速度演算部４２２３は、自己相関値演算部４２２２によって算出された自己相関値Ｃ１を用いて第２血流ドプラ信号の速度を算出する。その具体例として、速度演算部４２２３は、速度演算部４２１４と同様に、式（４）と同様の式により第２血流ドプラ信号の速度を算出する。速度演算部４２２３によって算出された第２血流ドプラ信号の速度は、クラッタ信号除去部４２３に出力される。
速度演算部４２２３は、自己相関値演算部４２２２によって算出された自己相関値Ｃ１を用いて第２血流ドプラ信号の速度を算出する。その具体例として、速度演算部４２２３は、速度演算部４２１４と同様に、式（４）と同様の式により第２血流ドプラ信号の速度を算出する。速度演算部４２２３によって算出された第２血流ドプラ信号の速度は、クラッタ信号除去部４２３に出力される。
間引き部４２２１による間引き処理後のアンサンブルデータは、「第２受信データ群」の一例である。また、第２ドプラ信号検出部４２２は、「第２ドプラ情報生成手段」の一例であり、速度演算部４２２３によって算出された第２血流ドプラ信号の第２速度は、「第２ドプラ情報」の一例である。
［クラッタ信号除去部］
クラッタ信号除去部４２３は、第１ドプラ信号検出部４２１により検出され血流信号成分が支配的な第１血流ドプラ信号（速度成分）から、第２ドプラ信号検出部４２２により検出されクラッタ信号成分が支配的な第２血流ドプラ信号（速度成分）を除去する。
クラッタ信号除去部４２３は、第１ドプラ信号検出部４２１により検出され血流信号成分が支配的な第１血流ドプラ信号（速度成分）から、第２ドプラ信号検出部４２２により検出されクラッタ信号成分が支配的な第２血流ドプラ信号（速度成分）を除去する。
（スケール合わせ部）
スケール合わせ部４２３１は、インターリーブブロック毎に、第１血流ドプラ信号の速度と第２血流ドプラ信号の速度とのスケール合わせを行う。この実施形態では、インターリーブスキャンを行うことによりインターリーブブロック毎に受信データの取得時間の差が大きくなるため、スケール合わせを行うことで、クラッタ信号成分を高精度に除去することが可能になる。
スケール合わせ部４２３１は、インターリーブブロック毎に、第１血流ドプラ信号の速度と第２血流ドプラ信号の速度とのスケール合わせを行う。この実施形態では、インターリーブスキャンを行うことによりインターリーブブロック毎に受信データの取得時間の差が大きくなるため、スケール合わせを行うことで、クラッタ信号成分を高精度に除去することが可能になる。
図７及び図８に、スケール合わせ部４２３１の動作説明図を示す。図７及び図８は、一例として撮影範囲を分割することにより得られた４個のインターリーブブロックを模式的に表したものである。図８において、図７と同様の部分には同一符号を付し、適宜説明を省略する。
スケール合わせ部４２３１は、速度演算部４２２３によって算出された第２血流ドプラ信号の速度の平均値（第１平均値）をインターリーブブロック毎に求める。図７では、インターリーブブロックＢ１における第２血流ドプラ信号の速度の平均値はβ１であり、インターリーブブロックＢ２における第２血流ドプラ信号の速度の平均値はβ２である。同様に、インターリーブブロックＢ３における第２血流ドプラ信号の速度の平均値はβ３であり、インターリーブブロックＢ４における第２血流ドプラ信号の速度の平均値はβ４である。
また、スケール合わせ部４２３１は、速度演算部４２１４によって算出された第１血流ドプラ信号の速度の平均値（第２平均値）をインターリーブブロック毎に求める。図８では、インターリーブブロックＢ１における第１血流ドプラ信号の速度の平均値はα１であり、インターリーブブロックＢ２における第１血流ドプラ信号の速度の平均値はα２である。同様に、インターリーブブロックＢ３における第１血流ドプラ信号の速度の平均値はα３であり、インターリーブブロックＢ４における第１血流ドプラ信号の速度の平均値はα４である。このとき、スケール合わせ部４２３１は、クラッタ信号成分の誤算出を避けるため、対応するインターリーブブロックにおける第２血流ドプラ信号の速度と同一方向（同一符号）の信号の速度だけを用いて第１血流ドプラ信号の速度の平均値を求める。すなわち、スケール合わせ部４２３１は、異なる方向の信号の速度は計算から除外して、第１血流ドプラ信号の速度のうち、第２血流ドプラ信号の速度と同一方向の第１血流ドプラ信号の速度の平均値をインターリーブブロック毎に求める。
次に、スケール合わせ部４２３１は、第２血流ドプラ信号の速度の平均値（第１平均値）βに対する血流ドプラ信号の速度の平均値（第２平均値）αの比である速度比γ（＝α／β）をインターリーブブロック毎に求める。図７及び図８では、インターリーブブロックＢ１における速度比はγ１（＝α１／β１）であり、インターリーブブロックＢ２における速度比はγ２（＝α２／β２）である。同様に、インターリーブブロックＢ３における速度比はγ３（＝α３／β３）であり、インターリーブブロックＢ４における速度比はγ４（＝α４／β４）である。
続いて、スケール合わせ部４２３１は、インターリーブブロック毎に求められた速度比γに基づいてスケール合わせを行う。その具体例として、スケール合わせ部４２３１は、当該インターリーブブロック内の各サンプル点について、当該インターリーブブロックにおける速度比γを当該インターリーブブロックにおける第２血流ドプラ信号の速度に乗算して、補正速度を取得する。取得された補正速度は、スケール合わせ処理後の第２血流ドプラ信号の速度である。
ここで、各インターリーブブロックにおける速度比の平均値を求め、求められた速度比の平均値であるγ´（＝（γ１＋γ２＋γ３＋γ４）／４）を、各インターリーブブロックに共通の速度比として上記のように補正速度を取得するようにしてもよい。
また、速度比γの正常値の範囲（ＴＨ１≦γ＜ＴＨ２）を設け、正常値の範囲外の速度比が求められたインターリーブブロックについては、正常値の範囲である別のインターリーブブロックにおける速度比の平均値を採用する例外処理を行うようにしてもよい。受信データが生体信号やノイズに基づくものである場合、速度比γに基づくスケール合わせ処理において、不測の事態を招く可能性がある。そこで、上記のように正常値の範囲を設けることで、スケール合わせ処理における不測の事態を回避することが可能である。ここで、第１閾値ＴＨ１は、受信データが生体信号に基づく受信データであるか否かを判定するための閾値である。第２閾値ＴＨ２は、受信データがノイズに基づく受信データであるか否かを判定するための閾値である。
図９に、スケール合わせ部４２３１の構成例のブロック図を示す。
スケール合わせ部４２３１は、生体信号判定部４２３３と、ノイズ判定部４２３４とを含んで構成されている。生体信号判定部４２３３及びノイズ判定部４２３４のうち少なくとも１つは、スケール合わせ部４２３１の外部に設けられていてもよい。
生体信号判定部４２３３は、速度比γに基づいて、第１受信データ群が生体信号であるか否かをインターリーブブロック毎に判定する。その具体例として、生体信号判定部４２３３は、インターリーブブロック毎に、速度比γが第１閾値ＴＨ１以上であるか否かを判定する。スケール合わせ部４２３１は、生体信号判定部４２３３により速度比γが第１閾値ＴＨ１以上であると判定されたインターリーブブロックでは、当該インターリーブブロック内の各サンプル点について当該インターリーブブロックの速度比γと第２血流ドプラ信号の速度とを乗算することにより補正速度を求める。これに対して、スケール合わせ部４２３１は、生体信号判定部４２３３により速度比γが第１閾値ＴＨ１より小さいと判定されたインターリーブブロックでは、当該インターリーブブロックの速度比を用いない。スケール合わせ部４２３１は、各サンプル点について、速度比γが第１閾値ＴＨ１以上であると判定されたインターリーブブロックのうち当該インターリーブブロックとは別のインターリーブブロックにおける速度比と第２血流ドプラ信号の速度とを乗算することにより補正速度を求める。第１閾値ＴＨ１は、「１」である。
すなわち、速度比γが「１」より小さいとき、クラッタ信号成分がより支配的な第２血流ドプラ信号の速度が血流信号成分が支配的な第１血流ドプラ信号の速度より大きいことを意味するため、生体信号判定部４２３３は、第１閾値ＴＨ１に基づいて第１受信データ群が生体信号でないと判定する。
ノイズ判定部４２３４は、速度比γに基づいて、第１受信データ群がノイズであるか否かをインターリーブブロック毎に判定する。その具体例として、ノイズ判定部４２３４は、インターリーブブロック毎に、速度比γが第２閾値ＴＨ２より小さいか否かを判定する。スケール合わせ部４２３１は、ノイズ判定部４２３４により速度比γが第２閾値ＴＨ２より小さいと判定されたインターリーブブロックでは、当該インターリーブブロック内の各サンプル点について当該インターリーブブロックにおける速度比と第２血流ドプラ信号の速度とを乗算することにより補正速度を求める。これに対して、スケール合わせ部４２３１は、ノイズ判定部４２３４により速度比γが第２閾値ＴＨ２以上であると判定されたインターリーブブロックでは、各サンプル点について、当該インターリーブブロックの速度比を用いない。スケール合わせ部４２３１は、当該インターリーブブロックとは別のインターリーブブロックにおける速度比と第２血流ドプラ信号の速度とを乗算することにより補正速度を求める。
第２閾値ＴＨ２は、第２血流ドプラ信号の速度に対して第１血流ドプラ信号の速度が十分に大きいか否かを判定するための閾値である。第２閾値ＴＨ２は、第１閾値ＴＨ１より大きい値として設定することが可能である。
生体信号判定部４２３３は、「第１判定手段」の一例である。ノイズ判定部４２３４は、「第２判定手段」の一例である。
（除去部）
除去部４２３２は、第１血流ドプラ信号の速度（第１速度）の値からスケール合わせ部４２３１において求められた補正速度の値を減算することにより血流信号成分の速度（第３速度）を求める。除去部４２３２によって求められた第３速度は、ブランキング処理部４２４に出力される。
除去部４２３２は、第１血流ドプラ信号の速度（第１速度）の値からスケール合わせ部４２３１において求められた補正速度の値を減算することにより血流信号成分の速度（第３速度）を求める。除去部４２３２によって求められた第３速度は、ブランキング処理部４２４に出力される。
以上のように、クラッタ信号除去部４２３は、第１血流ドプラ信号と第２血流ドプラ信号とに基づいて、血流信号成分の速度を生成することができる。
クラッタ信号除去部４２３は、「第３ドプラ情報生成手段」の一例であり、除去部４２３２によって求められた血流信号成分の速度は、「第３ドプラ情報」の一例である。
或いは、クラッタ信号除去部４２３に加えて、ブランキング処理部４２４及びパーシスタンス部４２５が「第３ドプラ情報生成手段」の一例であってもよい。このとき、パーシスタンス部４２５によって生成された血流信号成分の速度、パワー、及び分散が「第３ドプラ情報」の一例であってもよい。
［ブランキング処理部］
ブランキング処理部４２４は、除去部４２３２によって生成された血流信号成分の速度に基づいて、パワー演算部４２１５によって求められた第１血流ドプラ信号のパワー、及び分散に対し、ブランキング処理を施す。その具体例として、ブランキング処理部４２４は、除去部４２３２によって生成された血流信号成分の速度の変化分に応じて、第１血流ドプラ信号のパワー及び分散に対して重み付けを行ったパワー及び分散を生成することができる。或いは、ブランキング処理部４２４は、除去部４２３２によって生成された血流信号成分の速度と所定の閾値とを比較し、速度が所定の閾値以下のときにパワー又は分散を零にすることで、パワー又は分散を非表示にすることができる。
ブランキング処理部４２４は、除去部４２３２によって生成された血流信号成分の速度に基づいて、パワー演算部４２１５によって求められた第１血流ドプラ信号のパワー、及び分散に対し、ブランキング処理を施す。その具体例として、ブランキング処理部４２４は、除去部４２３２によって生成された血流信号成分の速度の変化分に応じて、第１血流ドプラ信号のパワー及び分散に対して重み付けを行ったパワー及び分散を生成することができる。或いは、ブランキング処理部４２４は、除去部４２３２によって生成された血流信号成分の速度と所定の閾値とを比較し、速度が所定の閾値以下のときにパワー又は分散を零にすることで、パワー又は分散を非表示にすることができる。
また、ブランキング処理部４２４は、ブランキング処理が施された速度、パワー、及び分散に対し、空間方向のフィルタ処理である平滑化フィルタ処理を施す。
ブランキング処理部４２４は、上記の処理を行うことで、クラッタ信号成分が除去された血流信号成分のパワー（第２パワー）を出力する。ブランキング処理部４２４は、上記の処理を行うことで、クラッタ信号成分が除去された血流信号成分の分散（第２分散）を出力する。
このように、ブランキング処理を行う前に、除去部４２３２により第１血流ドプラ信号の速度から第２血流ドプラ信号の速度を差し引くことで、所望の血流信号成分に対するブランキング処理の影響を大幅に軽減することができる。また、平滑化フィルタ処理を行う前に、除去部４２３２により第１血流ドプラ信号の速度から第２血流ドプラ信号の速度を差し引くことで、平滑化フィルタ処理によりクラッタ信号成分の影響を受けた血流情報が表示されるという問題を軽減することができる。
［パーシスタンス部］
パーシスタンス部４２５は、ブランキング処理部４２４から出力された血流信号成分の速度、パワー、及び分散に対し、時間方向に平滑化するフィルタ処理を施す。パーシスタンス部４２５によって生成された血流信号成分の速度、パワー、及び分散は、画像生成部５のＤＳＣ５１に出力される。
パーシスタンス部４２５は、ブランキング処理部４２４から出力された血流信号成分の速度、パワー、及び分散に対し、時間方向に平滑化するフィルタ処理を施す。パーシスタンス部４２５によって生成された血流信号成分の速度、パワー、及び分散は、画像生成部５のＤＳＣ５１に出力される。
ＤＳＣ５１は、パーシスタンス部４２５によって生成された血流情報に対しスキャンコンバージョン処理を施すことにより、ＣＦＭ画像データを生成する。すなわち、画像生成部５は、クラッタ信号除去部４２３によって生成された血流信号成分の速度、又はパーシスタンス部４２５によって生成された血流信号成分の速度、パワー、及び分散に基づいて超音波画像を生成する。
〔動作〕
以上のような構成を有する超音波診断装置１０は、複数回の超音波の送受信によって受信データを取得すると、Ｂモード処理部４１においてＢモード画像データを生成すると共に、カラーモード処理部４２においてＣＦＭ画像データを生成する。以下、Ｂモード処理部４１におけるＢモード処理は公知の処理であるため説明を省略し、カラーモード処理部４２におけるＣＦＭ処理について説明する。
以上のような構成を有する超音波診断装置１０は、複数回の超音波の送受信によって受信データを取得すると、Ｂモード処理部４１においてＢモード画像データを生成すると共に、カラーモード処理部４２においてＣＦＭ画像データを生成する。以下、Ｂモード処理部４１におけるＢモード処理は公知の処理であるため説明を省略し、カラーモード処理部４２におけるＣＦＭ処理について説明する。
図１０に、第１実施形態に係る血流信号成分の検出処理例のフロー図を示す。
図１１に、第１実施形態に係るクラッタ信号成分の検出処理例のフロー図を示す。
図１２に、第１実施形態に係るスケール合わせ処理例のフロー図を示す。
なお、図１０〜図１２に示す処理は、並列に行われてもよいし、直列に行われてもよい。直列に行われる場合、完了した処理については、他の処理が完了するまで待機させる必要がある。
図１１に、第１実施形態に係るクラッタ信号成分の検出処理例のフロー図を示す。
図１２に、第１実施形態に係るスケール合わせ処理例のフロー図を示す。
なお、図１０〜図１２に示す処理は、並列に行われてもよいし、直列に行われてもよい。直列に行われる場合、完了した処理については、他の処理が完了するまで待機させる必要がある。
（Ｓ０１）
図１０に示すように、第１ドプラ信号検出部４２１には、複数回の超音波の送受信により得られたアンサンブルデータが入力される。第１ドプラ信号検出部４２１のウォールフィルタ部４２１１は、アンサンブルデータに対しウォールフィルタ処理を施す。
図１０に示すように、第１ドプラ信号検出部４２１には、複数回の超音波の送受信により得られたアンサンブルデータが入力される。第１ドプラ信号検出部４２１のウォールフィルタ部４２１１は、アンサンブルデータに対しウォールフィルタ処理を施す。
（Ｓ０２）
第１ドプラ信号検出部４２１の自己相関値演算部４２１２及び血流情報演算部４２１３は、Ｓ０１においてウォールフィルタ処理が施されたアンサンブルデータに基づいて第１血流ドプラ信号の血流情報を算出する。この実施形態では、自己相関値演算部４２１２は、Ｓ０１においてウォールフィルタ処理が施されたアンサンブルデータに基づいて自己相関値を求める。血流情報演算部４２１３は、自己相関値演算部４２１２によって求められた自己相関値に基づいて、アンサンブルデータに対応した第１血流ドプラ信号の速度、パワー、及び分散を求める。
第１ドプラ信号検出部４２１の自己相関値演算部４２１２及び血流情報演算部４２１３は、Ｓ０１においてウォールフィルタ処理が施されたアンサンブルデータに基づいて第１血流ドプラ信号の血流情報を算出する。この実施形態では、自己相関値演算部４２１２は、Ｓ０１においてウォールフィルタ処理が施されたアンサンブルデータに基づいて自己相関値を求める。血流情報演算部４２１３は、自己相関値演算部４２１２によって求められた自己相関値に基づいて、アンサンブルデータに対応した第１血流ドプラ信号の速度、パワー、及び分散を求める。
（Ｓ０３）
クラッタ信号除去部４２３のスケール合わせ部４２３１は、Ｓ０２において求められた第１血流ドプラ信号の速度と、後述する第２血流ドプラ信号の速度とのスケール合わせを行う。Ｓ０３の処理の詳細については、後述する。
クラッタ信号除去部４２３のスケール合わせ部４２３１は、Ｓ０２において求められた第１血流ドプラ信号の速度と、後述する第２血流ドプラ信号の速度とのスケール合わせを行う。Ｓ０３の処理の詳細については、後述する。
（Ｓ０４）
クラッタ信号除去部４２３の除去部４２３２は、Ｓ０２において求められた第１血流ドプラ信号の速度の値から、後述する第２血流ドプラ信号の速度の値を減算する。
クラッタ信号除去部４２３の除去部４２３２は、Ｓ０２において求められた第１血流ドプラ信号の速度の値から、後述する第２血流ドプラ信号の速度の値を減算する。
（Ｓ０５）
ブランキング処理部４２４は、Ｓ０４において第１血流ドプラ信号の速度から第２血流ドプラ信号の速度を減算することにより得られた血流信号成分の速度に基づいて、Ｓ０２において求められた第１血流ドプラ信号のパワー、及び分散に対しブランキング処理を施す。その後、超音波診断装置１０は、一連の処理を終了する（エンド）。
ブランキング処理部４２４は、Ｓ０４において第１血流ドプラ信号の速度から第２血流ドプラ信号の速度を減算することにより得られた血流信号成分の速度に基づいて、Ｓ０２において求められた第１血流ドプラ信号のパワー、及び分散に対しブランキング処理を施す。その後、超音波診断装置１０は、一連の処理を終了する（エンド）。
以上のように、超音波診断装置１０は、血流信号成分を極力失うことなく簡素な処理でクラッタ信号成分が除去された血流信号成分の速度、パワー、及び分散を求める。
また、第２ドプラ信号検出部４２２にも、第１ドプラ信号検出部４２１と同様のアンサンブルデータが入力される。
（Ｓ１１）
図１１に示すように、第２ドプラ信号検出部４２２の間引き部４２２１は、アンサンブルデータを等間隔でｎ（たとえば、ｎ＝２）分の１に間引きする間引き処理を行う。
図１１に示すように、第２ドプラ信号検出部４２２の間引き部４２２１は、アンサンブルデータを等間隔でｎ（たとえば、ｎ＝２）分の１に間引きする間引き処理を行う。
（Ｓ１２）
第２ドプラ信号検出部４２２の自己相関値演算部４２２２及び速度演算部４２２３は、Ｓ１１において間引き処理が施されたアンサンブルデータに基づいて第２血流ドプラ信号の速度を算出する。この実施形態では、自己相関値演算部４２２２は、Ｓ１１において間引き処理が施されたアンサンブルデータに基づいて自己相関値を求める。速度演算部４２２３は、自己相関値演算部４２２２によって求められた自己相関値に基づいて、間引き処理後のアンサンブルデータに対応した第２血流ドプラ信号の速度を求める。その後、第２ドプラ信号検出部４２２は、一連の処理を終了する（エンド）。
第２ドプラ信号検出部４２２の自己相関値演算部４２２２及び速度演算部４２２３は、Ｓ１１において間引き処理が施されたアンサンブルデータに基づいて第２血流ドプラ信号の速度を算出する。この実施形態では、自己相関値演算部４２２２は、Ｓ１１において間引き処理が施されたアンサンブルデータに基づいて自己相関値を求める。速度演算部４２２３は、自己相関値演算部４２２２によって求められた自己相関値に基づいて、間引き処理後のアンサンブルデータに対応した第２血流ドプラ信号の速度を求める。その後、第２ドプラ信号検出部４２２は、一連の処理を終了する（エンド）。
Ｓ１２において求められた第２血流ドプラ信号の速度は、図１０に示すＳ０３において用いられる。Ｓ０３では、クラッタ信号除去部４２３のスケール合わせ部４２３１が、図１２に示すように、インターリーブブロック毎にスケール合わせを行う。
（Ｓ２１）
クラッタ信号除去部４２３のスケール合わせ部４２３１は、速度比をインターリーブブロック毎に算出する。スケール合わせ部４２３１は、上記のように、当該インターリーブブロックにおける第２血流ドプラ信号の速度の平均値βを求める。また、スケール合わせ部４２３１は、上記のように、当該インターリーブブロックにおける第１血流ドプラ信号の速度の平均値αを求める。そして、スケール合わせ部４２３１は、求められた平均値α、βを用いて速度比γ（＝α／β）を求める。Ｓ２１〜Ｓ２５の処理は、インターリーブブロック毎に行われる。
クラッタ信号除去部４２３のスケール合わせ部４２３１は、速度比をインターリーブブロック毎に算出する。スケール合わせ部４２３１は、上記のように、当該インターリーブブロックにおける第２血流ドプラ信号の速度の平均値βを求める。また、スケール合わせ部４２３１は、上記のように、当該インターリーブブロックにおける第１血流ドプラ信号の速度の平均値αを求める。そして、スケール合わせ部４２３１は、求められた平均値α、βを用いて速度比γ（＝α／β）を求める。Ｓ２１〜Ｓ２５の処理は、インターリーブブロック毎に行われる。
（Ｓ２２）
スケール合わせ部４２３１は、速度比γが第１閾値ＴＨ１以上であるか否かを判定する。速度比γが第１閾値ＴＨ１以上であると判定されたとき（Ｓ２２：Ｙ）、スケール合わせ部４２３１の処理は、Ｓ２３に移行する。速度比γが第１閾値ＴＨ１より小さいと判定されたとき（Ｓ２２：Ｎ）、スケール合わせ部４２３１の処理は、Ｓ２５に移行する。
スケール合わせ部４２３１は、速度比γが第１閾値ＴＨ１以上であるか否かを判定する。速度比γが第１閾値ＴＨ１以上であると判定されたとき（Ｓ２２：Ｙ）、スケール合わせ部４２３１の処理は、Ｓ２３に移行する。速度比γが第１閾値ＴＨ１より小さいと判定されたとき（Ｓ２２：Ｎ）、スケール合わせ部４２３１の処理は、Ｓ２５に移行する。
（Ｓ２３）
速度比γが第１閾値ＴＨ１以上であると判定されたとき、スケール合わせ部４２３１は、速度比γが第２閾値ＴＨ２より小さいか否かを判定する。速度比γが第２閾値ＴＨ２より小さいと判定されたとき（Ｓ２３：Ｙ）、スケール合わせ部４２３１の処理は、Ｓ２４に移行する。速度比γが第２閾値ＴＨ２以上であると判定されたとき（Ｓ２３：Ｎ）、スケール合わせ部４２３１の処理は、Ｓ２５に移行する。
速度比γが第１閾値ＴＨ１以上であると判定されたとき、スケール合わせ部４２３１は、速度比γが第２閾値ＴＨ２より小さいか否かを判定する。速度比γが第２閾値ＴＨ２より小さいと判定されたとき（Ｓ２３：Ｙ）、スケール合わせ部４２３１の処理は、Ｓ２４に移行する。速度比γが第２閾値ＴＨ２以上であると判定されたとき（Ｓ２３：Ｎ）、スケール合わせ部４２３１の処理は、Ｓ２５に移行する。
（Ｓ２４）
速度比γが第２閾値ＴＨ２より小さいと判定されたとき、スケール合わせ部４２３１は、各サンプル点について、Ｓ２１において算出された速度比γを用いて、上記のように補正速度をスケール合わせ処理後の第２血流ドプラ信号の速度として求める。
速度比γが第２閾値ＴＨ２より小さいと判定されたとき、スケール合わせ部４２３１は、各サンプル点について、Ｓ２１において算出された速度比γを用いて、上記のように補正速度をスケール合わせ処理後の第２血流ドプラ信号の速度として求める。
（Ｓ２５）
速度比γが第１閾値ＴＨ１より小さいと判定されたとき、又は速度比γが第２閾値ＴＨ２以上であると判定されたとき、Ｓ２５の処理が実行される。Ｓ２５において、スケール合わせ部４２３１は、他のインターブロックにおける速度比を用いて、上記のように補正速度をスケール合わせ処理後の第２血流ドプラ信号の速度として求める。なお、他のインターブロックにおける速度比は、第１閾値ＴＨ１以上であり、且つ、第２閾値ＴＨ２より小さい速度比である。他のインターブロックにおける速度比のいずれについても、第１閾値ＴＨ１以上であり、且つ、第２閾値ＴＨ２より小さい速度比ではないとき、予め決められた速度比を採用してもよい。
速度比γが第１閾値ＴＨ１より小さいと判定されたとき、又は速度比γが第２閾値ＴＨ２以上であると判定されたとき、Ｓ２５の処理が実行される。Ｓ２５において、スケール合わせ部４２３１は、他のインターブロックにおける速度比を用いて、上記のように補正速度をスケール合わせ処理後の第２血流ドプラ信号の速度として求める。なお、他のインターブロックにおける速度比は、第１閾値ＴＨ１以上であり、且つ、第２閾値ＴＨ２より小さい速度比である。他のインターブロックにおける速度比のいずれについても、第１閾値ＴＨ１以上であり、且つ、第２閾値ＴＨ２より小さい速度比ではないとき、予め決められた速度比を採用してもよい。
（Ｓ２６）
次のインターリーブブロックがあるとき（Ｓ２６：Ｙ）、スケール合わせ部４２３１の処理は、Ｓ２１に移行する。次のインターリーブブロックがないとき（Ｓ２６：Ｎ）、スケール合わせ部４２３１の処理は、一連の処理を終了する（エンド）。
次のインターリーブブロックがあるとき（Ｓ２６：Ｙ）、スケール合わせ部４２３１の処理は、Ｓ２１に移行する。次のインターリーブブロックがないとき（Ｓ２６：Ｎ）、スケール合わせ部４２３１の処理は、一連の処理を終了する（エンド）。
なお、第１実施形態の構成を、超音波診断プログラムとしての制御プログラムを読み込んだＣＰＵの処理により実現することも可能である。すなわち、第１実施形態に係る超音波診断装置の制御プログラムは、第１ドプラ情報生成手段と、第２ドプラ情報生成手段と、第３ドプラ情報生成手段と、画像生成手段としてコンピュータを機能させるようにしてもよい。第１ドプラ情報生成手段は、被検体に対する複数回の超音波の送受信により得られた第１受信データ群に基づいて第１ドプラ情報を生成する。第２ドプラ情報生成手段は、第１受信データ群を間引くことにより取得された第２受信データ群に基づいて第２ドプラ情報を生成する。第３ドプラ情報生成手段は、第１ドプラ情報生成手段によって生成された第１ドプラ情報と第２ドプラ情報生成手段によって生成された第２ドプラ情報とに基づいて第３ドプラ情報を生成する。画像生成手段は、第３ドプラ情報生成手段によって生成された第３ドプラ情報に基づいて画像を生成する。
〔効果〕
次に、第１実施形態に係る超音波診断装置１０の効果について説明する。
次に、第１実施形態に係る超音波診断装置１０の効果について説明する。
図１３に、第１実施形態の効果の説明図を示す。図１３は、横軸に横方向の位置を表し、縦軸に深さ方向の位置を表す超音波画像のシミュレーション結果の一例を表す。図１３は、元のアンサンブルデータに基づいて検出されたクラッタ信号成分の速度から、元のアンサンブルデータを等間隔で２分の１に間引くことにより得られたアンサンブルデータに基づいて検出されたクラッタ信号成分の速度を減算したものである。
図１３に示すように、領域Ｐ１〜Ｐ３には、血流の位置に血流信号成分が残る。すなわち、元のアンサンブルデータだけを用いてクラッタ信号成分を除去しようとすると、図１３の領域Ｐ１〜Ｐ３に示す血流信号成分も除去してしまうことを意味する。これに対して、第１実施形態によれば、図１３に示す領域Ｐ１〜Ｐ３に示す血流信号成分を残すことができる。
図１４及び図１５に、第１実施形態に係る超音波診断装置１０により得られる超音波画像の一例を示す。図１４及び図１５は、ブランキング処理をオフにしたときの腹部の超音波画像の一例を表す。図１４は、元のアンサンブルデータだけを用いてクラッタ信号成分を除去する第１実施形態の比較例における超音波画像の一例を表す。図１５は、第１実施形態における超音波画像の一例を表す。なお、図１４の領域Ｐ１０と図１５の領域Ｐ１１とは、同一領域である。
図１４に示す超音波画像と図１５に示す超音波画像とを比較すると、たとえば、図１４の領域Ｐ１０に対して、図１５の領域Ｐ１１では、生体の動きに起因した信号成分が除去され、低速の血流の視認が容易となり、画質が向上している。
以上説明したように、第１実施形態に係る超音波診断装置１０は、複数回の超音波の送受信により得られた時系列の受信データ群を間引いた受信データ群に基づいてクラッタ信号成分がより支配的な第２血流ドプラ信号の速度を検出する。元の受信データ群から検出された第１血流ドプラ信号の速度から、検出された第２血流ドプラ信号の速度を除去することで、血流信号成分を極力失うことなく簡素な処理でクラッタ信号成分の除去が可能な超音波診断装置を提供することが可能になる。この結果、第１実施形態によれば、余分なクラッタ信号成分のみならずモーションアーチファクトを効果的に除去し、血流の視認性を向上させて診断能力の向上に寄与する超音波診断装置を提供することが可能になる。
＜第２実施形態＞
第１実施形態では、第２ドプラ信号検出部はウォールフィルタ処理を行わないものとして説明したが、これに限定されるものではない。第２ドプラ信号検出部は、ウォールフィルタ処理を行うウォールフィルタ部を含んで構成されていてもよい。以下、第２実施形態に係る超音波診断装置について、第１実施形態との相違点を中心に説明する。
第１実施形態では、第２ドプラ信号検出部はウォールフィルタ処理を行わないものとして説明したが、これに限定されるものではない。第２ドプラ信号検出部は、ウォールフィルタ処理を行うウォールフィルタ部を含んで構成されていてもよい。以下、第２実施形態に係る超音波診断装置について、第１実施形態との相違点を中心に説明する。
図１６に、第２実施形態に係るカラーモード処理部の構成例のブロック図を示す。図１６において、図４と同様の部分には同一符号を付し、適宜説明を省略する。
第２実施形態に係る超音波診断装置が第１実施形態に係る超音波診断装置１０と異なる点は、カラーモード処理部における第２ドプラ信号検出部にウォールフィルタ部が追加された点である。すなわち、カラーモード処理部４２ａは、第１ドプラ信号検出部４２１と、第２ドプラ信号検出部４２２ａと、クラッタ信号除去部４２３と、ブランキング処理部４２４と、パーシスタンス部４２５とを含んで構成されている。第２ドプラ信号検出部４２２ａは、間引き部４２２１と、ウォールフィルタ部４２２４と、自己相関値演算部４２２２と、速度演算部４２２３とを含んで構成されている。
ウォールフィルタ部４２２４は、間引き部４２２１によって間引かれたアンサンブルデータに対しウォールフィルタ処理を行う。ウォールフィルタ処理は、ウォールフィルタ部４２１１と同様の処理である。自己相関値演算部４２２２は、ウォールフィルタ部４２２４によってウォールフィルタ処理が施されたアンサンブルデータから自己相関値を算出する。ウォールフィルタ部４２２４は、「フィルタ手段」の一例である。
上記のようにウォールフィルタ処理の性能が十分ではない場合は、第１実施形態において説明したようにウォールフィルタ処理を省略することも考えられる。しかしながら、ウォールフィルタ処理の性能が向上し、クラッタ信号成分を十分な精度で検出することが可能な場合は、図１６に示すようにウォールフィルタ処理を行うようにしてもよい。
図１７に、第２実施形態に係るクラッタ信号成分の検出処理例のフロー図を示す。第２実施形態では、血流信号成分の検出処理例は図１０と同様であり、スケール合わせ処理例も図１２と同様である。
第２ドプラ信号検出部４２２ａには、第１ドプラ信号検出部４２１と同様のアンサンブルデータが入力される。
（Ｓ３１）
第２ドプラ信号検出部４２２ａの間引き部４２２１は、アンサンブルデータを等間隔でｎ（たとえば、ｎ＝２）分の１に間引きする間引き処理を行う。
第２ドプラ信号検出部４２２ａの間引き部４２２１は、アンサンブルデータを等間隔でｎ（たとえば、ｎ＝２）分の１に間引きする間引き処理を行う。
（Ｓ３２）
第２ドプラ信号検出部４２２ａのウォールフィルタ部４２２４は、Ｓ３１において間引き処理が行われたアンサンブルデータに対しウォールフィルタ処理を施す。
第２ドプラ信号検出部４２２ａのウォールフィルタ部４２２４は、Ｓ３１において間引き処理が行われたアンサンブルデータに対しウォールフィルタ処理を施す。
（Ｓ３３）
第２ドプラ信号検出部４２２ａの自己相関値演算部４２２２及び速度演算部４２２３は、Ｓ３２においてウォールフィルタ処理が施されたアンサンブルデータに基づいて第２血流ドプラ信号の速度を算出する。この実施形態では、自己相関値演算部４２２２は、Ｓ３２においてウォールフィルタ処理が施されたアンサンブルデータに基づいて自己相関値を求める。速度演算部４２２３は、自己相関値演算部４２２２によって求められた自己相関値に基づいて、間引き処理後のアンサンブルデータに対応した第２血流ドプラ信号の速度を求める。その後、第２ドプラ信号検出部４２２ａは、一連の処理を終了する（エンド）。
第２ドプラ信号検出部４２２ａの自己相関値演算部４２２２及び速度演算部４２２３は、Ｓ３２においてウォールフィルタ処理が施されたアンサンブルデータに基づいて第２血流ドプラ信号の速度を算出する。この実施形態では、自己相関値演算部４２２２は、Ｓ３２においてウォールフィルタ処理が施されたアンサンブルデータに基づいて自己相関値を求める。速度演算部４２２３は、自己相関値演算部４２２２によって求められた自己相関値に基づいて、間引き処理後のアンサンブルデータに対応した第２血流ドプラ信号の速度を求める。その後、第２ドプラ信号検出部４２２ａは、一連の処理を終了する（エンド）。
Ｓ３３において求められた第２血流ドプラ信号の速度は、図１０に示すＳ０３において用いられる。
以上説明したように、第２実施形態によれば、第１実施形態と同様に、所望の血流信号成分に加えてクラッタ信号成分が含まれる血流ドプラ信号から、血流信号成分を極力失うことなく簡素な処理でクラッタ信号成分の除去が可能になる。
なお、上記の実施形態では、超音波診断装置がインターリーブスキャンを行うものとして説明したが、上記の実施形態に係る超音波診断装置は、インターリーブスキャンを行うものに限定されるものではない。
なお、上記の実施形態では、スケール合わせ処理を行った後に第１血流ドプラ信号の速度の値から第２血流ドプラ信号の速度の値を減算するものとして説明したが、これに限定されるものではない。スケール合わせ処理を行うことなく、第１血流ドプラ信号の速度の値から第２血流ドプラ信号の速度の値を減算するようにしてもよい。
また、上記の実施形態に係る超音波診断装置は、第１実施形態又は第２実施形態において説明した構成に限定されるものではない。
本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これら実施形態は、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共に、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。
１ 超音波プローブ
２ 送信部
３ 受信部
４ 信号処理部
５ 画像生成部
６ 表示制御部
７ 表示部
８ 制御部
９ 操作部
１０ 超音波診断装置
４１ Ｂモード処理部
４１１ 対数圧縮部
４１２ エッジ強調部
４１３ 平滑化フィルタ部
４１４、４２５ パーシスタンス部
４２、４２ａ カラーモード処理部
４２１ 第１ドプラ信号検出部
４２２、４２２ａ 第２ドプラ信号検出部
４２３ クラッタ信号除去部
４２４ ブランキング処理部
４２１１、４２２４ ウォールフィルタ部
４２１２、４２２２ 自己相関演算部
４２１３ 血流情報演算部
４２１４、４２２３ 速度演算部
４２１５ パワー演算部
４２１６ 分散演算部
４２２１ 間引き部
４２３１ スケール合わせ部
４２３２ 除去部
４２３３ 生体信号判定部
４２３４ ノイズ判定部
５１ ＤＳＣ
５１１ 距離方向補間部
５１２ 方位方向補間部
２ 送信部
３ 受信部
４ 信号処理部
５ 画像生成部
６ 表示制御部
７ 表示部
８ 制御部
９ 操作部
１０ 超音波診断装置
４１ Ｂモード処理部
４１１ 対数圧縮部
４１２ エッジ強調部
４１３ 平滑化フィルタ部
４１４、４２５ パーシスタンス部
４２、４２ａ カラーモード処理部
４２１ 第１ドプラ信号検出部
４２２、４２２ａ 第２ドプラ信号検出部
４２３ クラッタ信号除去部
４２４ ブランキング処理部
４２１１、４２２４ ウォールフィルタ部
４２１２、４２２２ 自己相関演算部
４２１３ 血流情報演算部
４２１４、４２２３ 速度演算部
４２１５ パワー演算部
４２１６ 分散演算部
４２２１ 間引き部
４２３１ スケール合わせ部
４２３２ 除去部
４２３３ 生体信号判定部
４２３４ ノイズ判定部
５１ ＤＳＣ
５１１ 距離方向補間部
５１２ 方位方向補間部
Claims (15)
- 被検体に対する複数回の超音波の送受信により得られた第１受信データ群に基づいて第１ドプラ情報を生成する第１ドプラ情報生成手段と、
前記第１受信データ群を間引くことにより取得された第２受信データ群に基づいて第２ドプラ情報を生成する第２ドプラ情報生成手段と、
前記第１ドプラ情報生成手段によって生成された前記第１ドプラ情報と前記第２ドプラ情報生成手段によって生成された前記第２ドプラ情報とに基づいて第３ドプラ情報を生成する第３ドプラ情報生成手段と、
前記第３ドプラ情報生成手段によって生成された前記第３ドプラ情報に基づいて画像を生成する画像生成手段と、
を含むことを特徴とする超音波診断装置。 - 前記第２ドプラ情報生成手段は、前記第１受信データ群を等間隔でｎ（ｎは２以上の整数）分の１に間引くことにより前記第２受信データ群を取得する
ことを特徴とする請求項１に記載の超音波診断装置。 - 前記第３ドプラ情報生成手段は、前記第１ドプラ情報から第２ドプラ情報を除去することにより前記第３ドプラ情報を生成する
ことを特徴とする請求項１又は請求項２に記載の超音波診断装置。 - 前記第１ドプラ情報生成手段は、前記第１受信データ群から自己相関値を求め、求められた前記自己相関値に基づいて血流ドプラ信号の第１速度を前記第１ドプラ情報として生成し、
前記第２ドプラ情報生成手段は、前記第２受信データ群から自己相関値を求め、求められた前記自己相関値に基づいて血流ドプラ信号の第２速度を前記第２ドプラ情報として生成し、
前記第３ドプラ情報生成手段は、前記第１速度の値から前記第２速度の値を減算することにより血流信号成分の第３速度を前記第３ドプラ情報として求める
ことを特徴とする請求項１〜請求項３のいずれか一項に記載の超音波診断装置。 - 前記第１ドプラ情報生成手段は、血流ドプラ信号の前記第１速度、第１パワー及び第１分散を前記第１ドプラ情報として生成し、
前記第３ドプラ情報生成手段は、前記第３速度を生成し、且つ、前記第２速度に基づいて前記第１パワー及び前記第１分散に対しブランキング処理を施すことにより、前記血流信号成分の第２パワー及び第２分散を前記第３ドプラ情報として生成する
ことを特徴とする請求項４に記載の超音波診断装置。 - 前記第１受信データ群は、インターリーブスキャンにより得られた受信データ群であり、
前記第３ドプラ情報生成手段は、
インターリーブブロック毎に、前記第１速度と前記第２速度とのスケール合わせを行うスケール合わせ手段を含み、
前記スケール合わせ手段による前記スケール合わせ後の前記第１速度の値から前記第２速度の値を減算することにより前記第３速度を求める
ことを特徴とする請求項４又は請求項５に記載の超音波診断装置。 - 前記スケール合わせ手段は、前記第２ドプラ情報生成手段により求められた前記第２速度の第１平均値に対する前記第１ドプラ情報生成手段により求められた前記第１速度の第２平均値の比である速度比を前記インターリーブブロック毎に求め、求められた前記速度比に基づいて前記スケール合わせを行う
ことを特徴とする請求項６に記載の超音波診断装置。 - 前記第２平均値は、血流ドプラ信号の速度のうち、前記第２速度と同一方向の速度の平均値である
ことを特徴とする請求項７に記載の超音波診断装置。 - 前記インターリーブブロック毎に、前記速度比が第１閾値以上であるか否かを判定する第１判定手段を含み、
前記スケール合わせ手段は、前記第１判定手段により前記速度比が前記第１閾値以上であると判定されたインターリーブブロックでは、当該インターリーブブロック内の各サンプル点について前記当該インターリーブブロックの速度比と前記第２速度とを乗算することにより補正速度を求め、
前記第３ドプラ情報生成手段は、前記当該インターリーブブロック内の各サンプル点について前記第１速度の値から前記補正速度の値を減算することにより前記第３速度を求める
ことを特徴とする請求項７又は請求項８に記載の超音波診断装置。 - 前記スケール合わせ手段は、前記第１判定手段により前記速度比が前記第１閾値より小さいと判定されたインターリーブブロックでは、前記速度比が前記第１閾値以上であると判定されたインターリーブブロックのうち前記当該インターリーブブロックとは別のインターリーブブロックにおける速度比と前記第２速度とを乗算することにより前記補正速度を求める
ことを特徴とする請求項９に記載の超音波診断装置。 - 前記第１閾値は、１であることを特徴とする請求項９又は請求項１０に記載の超音波診断装置。
- 前記インターリーブブロック毎に、前記速度比が第２閾値より小さいか否かを判定する第２判定手段を含み、
前記スケール合わせ手段は、前記第２判定手段により前記速度比が前記第２閾値より小さいと判定されたインターリーブブロックでは、当該インターリーブブロック内の各サンプル点について前記当該インターリーブブロックにおける速度比と前記第２速度とを乗算することにより補正速度を求め、
前記第３ドプラ情報生成手段は、前記当該インターリーブブロック内の各サンプル点について前記第１速度の値から前記補正速度の値を減算することにより前記第３速度を求める
ことを特徴とする請求項７〜請求項１１のいずれか一項に記載の超音波診断装置。 - 前記スケール合わせ手段は、前記第２判定手段により前記速度比が前記第２閾値以上であると判定されたインターリーブブロックでは、当該インターリーブブロックとは別のインターリーブブロックにおける速度比と前記第２速度とを乗算することにより前記補正速度を求める
ことを特徴とする請求項１２に記載の超音波診断装置。 - 前記第２ドプラ情報生成手段は、前記第２受信データ群に対してウォールフィルタ処理を施すフィルタ手段を含む
ことを特徴とする請求項１〜請求項１３のいずれか一項に記載の超音波診断装置。 - 被検体に対する複数回の超音波の送受信により得られた第１受信データ群に基づいて第１ドプラ情報を生成する第１ドプラ情報生成手段と、
前記第１受信データ群を間引くことにより取得された第２受信データ群に基づいて第２ドプラ情報を生成する第２ドプラ情報生成手段と、
前記第１ドプラ情報生成手段によって生成された前記第１ドプラ情報と前記第２ドプラ情報生成手段によって生成された前記第２ドプラ情報とに基づいて第３ドプラ情報を生成する第３ドプラ情報生成手段と、
前記第３ドプラ情報生成手段によって生成された前記第３ドプラ情報に基づいて画像を生成する画像生成手段として、
コンピュータを機能させることを特徴とする超音波診断プログラム。
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| JP2020531074A (ja) * | 2017-08-17 | 2020-11-05 | コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェＫｏｎｉｎｋｌｉｊｋｅ Ｐｈｉｌｉｐｓ Ｎ．Ｖ． | 画像アーチファクト特定及び除去のための深層学習ネットワークを有する超音波システム |
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2014
- 2014-01-31 JP JP2014016402A patent/JP2015142608A/ja active Pending
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