JP2018187126A - 超音波診断装置及び超音波画像生成方法 - Google Patents

Abstract

【課題】パケットデータに対するＭＴＩフィルタリングの特性を適応的に変え、血流信号のＳ／Ｎを最適化することである。【解決手段】超音波診断装置は、超音波を送受信する超音波探触子にＣモード画像用の駆動信号を出力する送信部と、超音波探触子から受信信号を取得する受信部と、受信信号のパケットデータと第１の正規直交基底との各次数の内積値を算出する内積値演算部７３１と、内積値を、クラッター成分を除去する除去率に変換するための変換関数を設定する変換関数設定部７３４と、算出された内積値を前記設定された変換関数により各次数の除去率に変換する除去率演算部７３５と、各次数の除去率に応じてＣモード画像の信号成分を除去した画像データを生成する処理部と、を備える。【選択図】図３

Description

本発明は、超音波診断装置及び超音波画像生成方法に関する。

超音波診断は、超音波探触子を体表から当てるという簡単な操作で心臓の拍動や胎児の動きの様子が超音波画像として得られ、かつ安全性が高いため繰り返して検査を行うことができる。超音波診断を行うために用いられ、超音波画像を生成して表示する超音波診断装置が知られている。

また、超音波を被検体に送受信しドプラー法により被検体の血流の流れを色を付けて表示するＣ（カラーフロー（カラードプラー））モード画像を生成して表示する超音波診断装置が知られている。図２０は、パケットデータ及び従来のＭＴＩ（Moving Target Indication）フィルターのパワーの周波数特性を示す図である。

Ｃモード画像データの生成において、被検体で反射された超音波に基づく受信信号に対応するドプラー信号（パケットデータ）のパワーの周波数特性をとる。すると、図２０に示すように、パケットデータは、クラッター成分２０１と、血流成分２０２と、ノイズ成分２０３と、からなる。クラッター成分２０１は、被検体の組織の動きの信号成分である。血流成分２０２は、被検体の血流の信号成分である。ノイズ成分２０３は、装置固有のシステムノイズ（ランダムノイズ）の信号成分である。

Ｃモード画像では血流成分を画像化するため、ＭＴＩフィルター２０４により、ドプラー信号のうちのクラッター成分２０１を除去している。ＭＴＩフィルター２０４は、クラッター成分を除去しドプラー偏移成分のみを抽出するハイパスフィルターである。

近年、ＭＴＩフィルターとして、エルミート転置行列を利用するものが知られている。例えば、主成分分析を行い、クラッター成分を主成分として近似し低減する行列演算を行う際に、各固有値の大きさに基づいてクラッター成分とする次数（ランクカット次数）を決定し、ランクカット次数より低い次数成分を除去し、高い次数成分を通過させる２値制御を行うことでクラッターを抑制するフィルター行列の固有ベクトル型ＭＴＩフィルターを用いた超音波診断装置が知られている（特許文献１参照）。

特開２０１４−１５８６９８号公報

特許文献１に記載の超音波診断装置では、パケットデータの集合に対する主成分分析で得られる各次数の主成分（固有ベクトル）の固有値を基に適切なランクカット次数を決定するものである。しかし、固有値は主成分がどの程度の情報を保持しているかを表すにすぎず、ＭＴＩフィルターの対象となる個々のパケットデータに含まれるクラッターや血流信号の大きさを反映するものではないため、血流信号のＳ／Ｎ（Signal to Noise Ratio）を最大化することは不可能であった。

そのため、ＭＴＩフィルター領域ごとのフィルター出力感度を同等にし、表示画像に偽像が表示されないことを目的とすることに留まっている。また、適用できる対象のＭＴＩフィルターは主成分分析を用いるものだけに限られていた。

したがって、特許文献１に記載の超音波診断装置では、ＭＴＩフィルター通過後のパケットデータには場所によってクラッターの除去性能に差が生じたり、血流信号を過剰に除去してしまい必ずしも血流観察に適した画像が得られるとは限らない。また、最適な血流画像を得るために操作者がＭＴＩフィルターの特性を操作する必要があった。

本発明の課題は、Ｃモード画像用のパケットデータに対するＭＴＩフィルタリングの特性を適応的に変え、血流信号のＳ／Ｎを最適化することである。

上記課題を解決するため、請求項１に記載の発明の超音波診断装置は、
超音波を送受信する超音波探触子にＣモード画像用の駆動信号を出力する送信部と、
前記超音波探触子から受信信号を取得する受信部と、
前記受信信号のパケットデータと第１の正規直交基底との各次数の内積値を算出する内積値算出部と、
内積値を、クラッター成分を除去する除去率に変換するための変換関数を設定する変換関数設定部と、
前記算出された内積値を前記設定された変換関数により各次数の除去率に変換する除去率算出部と、
前記各次数の除去率に応じてＣモード画像の信号成分を除去した画像データを生成する処理部と、を備える。

請求項２に記載の発明は、請求項１に記載の超音波診断装置において、
前記変換関数設定部は、前記算出された０次の内積値が所定の閾値以下である場合に、全次数の除去率を１に変換するための変換関数を設定する。

請求項３に記載の発明は、請求項１又は２に記載の超音波診断装置において、
前記処理部は、前記各次数の除去率に応じてＣモード画像の信号成分を除去した画像データを表示部に表示する。

請求項４に記載の発明は、請求項３に記載の超音波診断装置において、
前記各次数の除去率を前記算出された各次数の内積値に乗算し、当該除去率が乗算された各次数の内積値に前記第１の正規直交基底のエルミート転置の第２の正規直交基底を乗算し、当該第２の正規直交基底が乗算された値を前記パケットデータから減算してフィルタリング後のパケットデータを算出するフィルタリング部と、
前記フィルタリング後のパケットデータからＣモード画像データを生成するＣモード画像生成部と、を備え、
前記処理部は、前記フィルタリング後のＣモード画像データのＣモード画像を前記表示部に表示する。

請求項５に記載の発明は、請求項３に記載の超音波診断装置において、
前記送信部は、前記超音波探触子にＢモード画像用及びＣモード画像用の駆動信号を出力し、
前記受信部は、前記超音波探触子からＢモード画像用及びＣモード画像用の受信信号を取得し、
前記内積値算出部は、前記Ｃモード画像用の受信信号のパケットデータと第１の正規直交基底との各次数の内積値を算出し、
前記各次数の除去率からＣモード画像に対するＢモード画像の合成比率を算出する合成比率算出部と、
前記パケットデータからＣモード画像データを生成するＣモード画像生成部と、
前記Ｂモード画像用の受信信号からＢモード画像データを生成するＢモード画像生成部と、を備え、
前記処理部は、前記算出された合成比率に応じて、前記Ｂモード画像データ及び前記Ｃモード画像データを合成して合成画像データを生成し、当該合成画像データの合成画像を前記表示部に表示する。

請求項６に記載の発明は、請求項１から５のいずれか一項に記載の超音波診断装置において、
Ｃモード画像の中心点の前記各次数の内積値と当該中心点の周辺領域の前記各次数の内積値との各次数の内積差分値を算出する内積差分値算出部を備え、
前記変換関数設定部は、内積差分値を、クラッター成分を除去する除去率に変換するための変換関数を設定し、
前記除去率算出部は、前記算出された各次数の内積差分値を前記設定された変換関数により各次数の除去率に変換する。

請求項７に記載の発明は、請求項１から５のいずれか一項に記載の超音波診断装置において、
Ｃモード画像の中心点の前記各次数の内積値と当該中心点の周辺領域の前記各次数の内積値との内積差分値を算出する内積差分値算出部を備え、
前記変換関数設定部は、内積値を、クラッター成分を除去する第１の除去率に変換するための第１の変換関数と、内積差分値を、クラッター成分を除去する第２の除去率に変換するための第２の変換関数とを設定し、
前記除去率算出部は、前記算出された各次数の内積値を前記設定された第１の変換関数により各次数の第１の除去率に変換し、前記算出された各次数の内積差分値を前記設定された第２の変換関数により各次数の第２の除去率に変換し、当該第１の除去率及び当該第２の除去率から各次数の除去率を算出する。

請求項８に記載の発明は、請求項７に記載の超音波診断装置において、
前記除去率算出部は、前記各次数の第１の除去率及び前記各次数の第２の除去率のうちの最大値を各次数の除去率とする。

請求項９に記載の発明は、請求項１から８のいずれか一項に記載の超音波診断装置において、
前記各次数の除去率は、０から１までの値をとる。

請求項１０に記載の発明の超音波画像生成方法は、
超音波を送受信する超音波探触子にＣモード画像用の駆動信号を出力する送信工程と、
前記超音波探触子から受信信号を取得する受信工程と、
前記受信信号のパケットデータと第１の正規直交基底との各次数の内積値を算出する内積値算出工程と、
内積値を、クラッター成分を除去する除去率に変換するための変換関数を設定する変換関数設定工程と、
前記算出された内積値を前記設定された変換関数により各次数の除去率に変換する除去率算出工程と、
前記各次数の除去率に応じてＣモード画像の信号成分を除去した画像データを生成する処理工程と、を含む。

本発明によれば、パケットデータに対するＭＴＩフィルタリングの特性を適応的に変えることができ、血流信号のＳ／Ｎを最適化できる。

本発明の第１の実施の形態の超音波診断装置の構成を示す概略ブロック図である。 第１のＣモード画像生成部の機能構成を示すブロック図である。 第１のＭＴＩフィルターの機能構成を示すブロック図である。 ＭＴＩフィルターの入出力の関係を示す図である。 正規直交基底を用いたフィルターマトリクスを示す図である。 正規直交基底の次数に対する内積値の分布を示す図である。 （ａ）は、ノイズ領域における次数に対する内積値を示す図である。（ｂ）は、クラッター領域における次数に対する内積値を示す図である。（ｃ）は、ハイフロー領域における次数に対する内積値を示す図である。（ｄ）は、ミドルフロー領域における次数に対する内積値を示す図である。 （ａ）は、Ｃモード画像におけるクラッター領域のサンプル点における次数に対する内積値及び第１の閾値、第２の閾値を示す図である。（ｂ）は、内積値に対する次数で共通の第１の除去率変換関数のゲインを示す図である。（ｃ）は、第１の除去率変換関数を用いた場合の次数に対する除去率を示す図である。 （ａ）は、内積値に対するステップ関数である第１の除去率変換関数のゲインを示す図である。（ｂ）は、内積値に対するシグモイド関数である第１の除去率変換関数のゲインを示す図である。 内積値に対する各次数で異なる第１の除去率変換関数のゲインを示す図である。 第１のＭＴＩフィルタリング処理を示すフローチャートである。 第２のＭＴＩフィルターの機能構成を示すブロック図である。 （ａ）は、クラッター領域、ミドルフロー領域、ハイフロー領域における次数に対する内積差分値を示す図である。（ｂ）は、内積差分値に対する各次数で異なる第２の除去率変換関数のゲインを示す図である。（ｃ）は、第２の除去率変換関数を用いた場合の次数に対する除去率を示す図である。 第２のＭＴＩフィルタリング処理を示すフローチャートである。 第３のＭＴＩフィルターの機能構成を示すブロック図である。 第３のＭＴＩフィルタリング処理を示すフローチャートである。 第２のＣモード画像生成部の機能構成を示すブロック図である。 合成比率設定部の機能構成を示すブロック図である。 合成比率算出処理を示すフローチャートである。 パケットデータ及び従来のＭＴＩフィルターのパワーの周波数特性を示す図である。

添付図面を参照して、本発明に係る第１の実施の形態、第１、第２の変形例及び第２の実施の形態を順に詳細に説明する。なお、本発明は、図示例に限定されるものではない。

（第１の実施の形態）
図１〜図１１を参照して、本発明の第１の実施の形態を説明する。先ず、図１〜図３を参照して、本実施の形態の装置構成を説明する。図１は、本実施の形態の超音波診断装置１の構成を示す概略ブロック図である。図２は、Ｃモード画像生成部７の機能構成を示すブロック図である。図３は、ＭＴＩフィルター７３の機能構成を示すブロック図である。

図１の超音波診断装置１は、病院などの医療機関に設置され、被計測物である患者の生体などの被検体の超音波画像を生成する装置である。超音波診断装置１は、超音波診断装置本体１００に、超音波探触子１０１が接続されている。

超音波診断装置本体１００は、操作部２と、送信部３と、受信部４と、Ｂ（Brightness）モード画像生成部５と、ＲＯＩ設定部６と、Ｃモード画像生成部７と、処理部としての表示処理部８と、制御部９と、スキャン制御部１０と、記憶部１１と、表示部１２と、を備える。

超音波探触子１０１は、一次元方向に配列された複数の振動子（圧電変換素子）１０１ａを有し、振動子１０１ａそれぞれが後述する送信部３からの駆動信号（送信電気信号）を超音波へと変換し、超音波ビームを生成する。従って、操作者は、被検体表面に超音波探触子１０１を配置することで、被検体内部に超音波ビームを照射することができる。そして、超音波探触子１０１は、被検体内部からの反射超音波を受信し、複数の振動子１０１ａでその反射超音波を受信電気信号へと変換して後述する受信部４に供給する。

なお、本実施の形態においては、複数の振動子１０１ａが一次元方向に配列されたリニア型の超音波探触子１０１を例に説明するが、これに限定されるものではない。例えば、複数の振動子１０１ａが一次元方向に配列されたコンベックス型、セクター型などの超音波探触子１０１や、複数の振動子１０１ａが２次元に配列された超音波探触子１０１や、一次元方向に配列された複数の振動子１０１ａが揺動する超音波探触子１０１などを用いることも可能である。また、スキャン制御部１０（制御部９）の制御に基づき、送信部３は、超音波探触子１０１が使用する振動子１０１ａを選択し、振動子１０１ａに電圧を与えるタイミングや電圧の値を個々に変化させることによって、超音波探触子１０１が送信する超音波ビームの照射位置や照射方向を制御することができる。

また、超音波探触子１０１は、後述する送信部３や受信部４の一部の機能を含んでいてもよい。例えば、超音波探触子１０１は、送信部３から出力された駆動信号を生成するための制御信号（以下、「送信制御信号」とする。）に基づき、超音波探触子１０１内で駆動信号を生成し、この駆動信号を振動子１０１ａにより超音波に変換するとともに、受信した反射超音波を受信電気信号に変換し、超音波探触子１０１内で受信電気信号に基づき後述する受信信号を生成する構成が挙げられる。

さらに、超音波探触子１０１は、超音波診断装置本体１００とケーブルを介して電気的に接続された構成が一般的であるが、これに限定されるものではなく、例えば、超音波探触子１０１は、超音波診断装置本体１００との間で、送信信号や受信信号の送受信を無線通信により行う構成であってもよい。ただし、係る構成の場合は、超音波診断装置本体１００及び超音波探触子１０１に無線通信可能な通信部を備える構成となることは言うまでもない。

操作部２は、操作者から入力を受け取り、操作者の入力に基づく指令を超音波診断装置１、具体的には制御部９に出力する。操作部２は、反射超音波の振幅を明るさ（輝度）で表したＢモード画像のみを表示させるモード（以下、「Ｂモード」とする。）か、Ｂモード画像上にＣモード（カラーフローモード）画像を重畳表示させるモード（以下、「Ｃモード」とする。）を、操作者が選択することできる機能を備える。そして、操作部２は、操作者がＢモード画像上のＣモード画像を表示させるＲＯＩの位置の指定入力を受け付ける機能も含まれる。また、表示させるＣモード画像としては、さらに、血流の状態を示す血流信号としての血流速度Ｖにより血流の流速及び方向をカラー表示するＶモードと、血流信号としての血流のパワーＰにより血流のパワーをカラー表示するＰモードと、血流速度Ｖ、血流信号としての分散Ｔにより血流の流速及び分散をカラー表示するＶ−Ｔモードと、の表示モードのＣモード画像があるものとする。操作部２は、操作者からＣモードの入力を受け付けた場合に、さらにその表示モードの入力も受け付けるものとする。なお、Ｃモード画像の表示モードには、Ｔ（分散）モード、ｄＰ（方向付パワー）モードなどを含めてもよい。このように、Ｃモードは、カラードプラーモード（Ｖモード、Ｖ−Ｔモードなど）、パワードプラーモード（Ｐモードなど）が含まれる。

送信部３は、少なくとも駆動信号を生成し、超音波探触子１０１に超音波ビームを送信させる送信処理を行う。一例として、送信部３は、振動子１０１ａを有する超音波探触子１０１から超音波ビームを送信するための送信信号を生成する送信処理を行い、この送信信号に基づき超音波探触子１０１に対して所定のタイミングで発生する高圧の送信電気信号（駆動信号）を供給することで、超音波探触子１０１の振動子１０１ａを駆動させる。これにより、超音波探触子１０１は、送信電気信号を超音波へと変換することで、被検体に超音波ビームを照射することができる。

送信部３は、スキャン制御部１０の制御に従い、Ｃモードがオンされている場合には、Ｂモード画像を表示させるための送信処理に加え、Ｃモード画像を表示させるための送信処理が行われる。例えば、Ｂモード画像を表示させるための電気的な送信信号を供給した後に、Ｃモード画像を表示させるための駆動信号を同一方向（同一ライン）にｎ（ｎは例えば１５など十数回）回繰り返し供給することを、ＲＯＩ設定部６で設定されたＲＯＩの全方位方向（全ライン）に対して行う。また、送信部３は、送信処理時にＢモード画像用の送信処理又はＣモード画像用の送信処理の付加情報を指定しておき、この付加情報を受信部４に供給する。

受信部４は、制御部９の制御に従い、反射超音波に基づく電気的なＲＦ（Radio Frequency）信号としての受信信号を生成する受信処理を行う。受信部４は、例えば、超音波探触子１０１で反射超音波を受信し、その反射超音波に基づき変換された受信電気信号に対し、受信電気信号を増幅してＡ／Ｄ変換、整相加算を行うことで受信信号（音線データ）を生成する。

受信部４は、送信部３から付加情報を取得し、取得した付加情報がＢモード画像用の付加情報であれば受信信号をＢモード画像生成部５に供給し、取得した付加情報がＣモード画像用の付加情報であれば受信信号をＣモード画像生成部７に供給する。以下、Ｂモード画像生成用の受信信号を「Ｂモード受信信号」、Ｃモード画像生成用の受信信号を「Ｃモード受信信号」と称することとする。

なお、本実施の形態においては、生成した画像フレームに係る受信信号を、受信部４が、Ｂモード画像用かＣモード画像用かを選別して各ブロックに供給する構成としたが、これに限定されるものではなく、例えば、生成した画像フレームに係る受信信号を、Ｂモード画像生成部５及びＣモード画像生成部７のそれぞれで選別する構成であってもよい。

Ｂモード画像生成部５は、制御部９の制御に従い、受信部４から入力されたＢモード受信信号に、包絡線検波、対数圧縮などを実施し、ダイナミックレンジやゲインの調整を行って輝度変換することで、Ｂモード画像データを生成し、表示処理部８に出力する。

Ｃモード画像生成部７は、制御部９の制御に従い、受信部４から入力されたＣモード受信信号に応じて、Ｃモード画像データを生成し、表示処理部８に出力する。ここで、図２を参照して、Ｃモード画像生成部７の内部構成を説明する。図２に示すように、Ｃモード画像生成部７は、直交検波回路７１と、コーナーターン制御部７２と、ＭＴＩフィルター７３と、相関演算部７４と、データ変換部７５と、ノイズ除去空間フィルター部７６と、フレーム間フィルター７７と、Ｃモード画像生成部としてのＣモード画像変換部７８と、を有する。

直交検波回路７１は、制御部９の制御に従い、受信部４から入力されたＣモード受信信号を直交検波することにより、取得したＣモード受信信号と、参照信号との位相差を算出し、（複素）ドプラー信号Ｉ，Ｑを取得する。

コーナーターン制御部７２は、制御部９の制御に従い、直交検波回路７１から入力されたドプラー信号Ｉ，Ｑを、同一音響線（ライン）毎に、超音波探触子１０１から被検体への深さ方向と、超音波の送受信の繰り返し回数ｎのアンサンブル方向と、に配列してメモリ（図示略）に格納し、深さ毎にドプラー信号Ｉ，Ｑをアンサンブル方向に読み出す。

受信信号（ドプラー信号Ｉ，Ｑ）は、Ｃモード画像生成に必要な血流の信号成分に加えて、不要な血管壁や組織などの情報（クラッター成分）も混在している。ＭＴＩフィルター７３は、制御部９の制御に従い、コーナーターン制御部７２から入力されたドプラー信号Ｉ，Ｑをフィルタリングしてクラッター成分を除去する。

図３を参照して、ＭＴＩフィルター７３の内部構成を説明する。図３に示すように、ＭＴＩフィルター７３は、内積値算出部としての内積値演算部７３１と、直交基底記憶部７３２と、評価基準データ記憶部７３３と、変換関数設定部７３４と、除去率算出部としての除去率演算部７３５と、フィルタリング部７３６と、を有する。

ＭＴＩフィルター７３は、正規直交基底を利用したＭＴＩフィルターである。正規直交基底は、例えば、各種直交多項式、主成分分析によって得られる固有ベクトルである。直交多項式は、例えば、ルジャンドル多項式である。

ここで、図４〜図６を参照して、正規直交基底を利用した内積値の算出を説明する。図４は、ＭＴＩフィルターの入出力の関係を示す図である。図５は、正規直交基底を用いたフィルターマトリクスを示す図である。図６は、正規直交基底の次数ｋに対する内積値｜Ｐr｜の分布を示す図である。

コーナーターン制御部７２から出力されるドプラー信号Ｉ，Ｑからなる繰り返し回数ｎ個の複素数をパケットデータＳpとする。パケットデータＳpは、ｎ個の入力データｘ₀，ｘ_1，…_，ｘ_n-1として表される。ｘ₀，ｘ_1，…_，ｘ_n-1は、生成された経時的な順又はその逆順に並べられているものとする。

図４に示すように、クラッター信号と血流信号とによる相互変調がなく、線形フィルターであるＭＴＩフィルターの入出力は、次式（１）で表される。
ｙ＝Ａｘ …（１）
ただし、ｙ：ＭＴＩフィルターから出力されるパケットデータ（ｙ₀，ｙ_1，…_，ｙ_n-1）を示す出力ベクトル、Ａ：フィルターマトリクス（ｎ×ｎ）、ｘ：入力データｘ₀，ｘ_1，…，ｘ_n−１を示す入力ベクトル、である。

正規直交基底を用いたＭＴＩフィルターのフィルターマトリクスＡは、図５に示すように、一般的に次式（２）のフィルターマトリクスＡ_regで表される
Ａ_reg＝ｂ×Ｇ×ｂ^H …（２）
ただし、ｂ：正規直交基底（ｎ×ｎマトリクス）、Ｇ：ゲイン行列（ｎ×ｎマトリクス）、ｂ^H：ｂとエルミート転置の正規直交基底（ｎ×ｎマトリクス）、である。

正規直交基底ｂ，ｂ^Hは、例えば、各種直交多項式、主成分分析によって得られる固有ベクトルである。正規直交基底ｂは、列番号が大きくなると次数も大きくなる。正規直交基底ｂ^Hは、行番号が大きくなると次数も大きくなる。正規直交基底として主成分分析によって得られる固有ベクトルを用いる場合には、固有値の最も大きな固有ベクトルを０次として、固有値の大きさによって降順に次数が大きくなるとする。

ＭＴＩフィルター７３の入出力を式（２）の正規直交基底への分解を利用して次式（３）で表す。
Ｓp_MTIed＝（Ｉ−ｂＲｂ^H）Ｓp …（３）
＝Ｓp−ｂＲＰr …（３Ａ）
ただし、Ｓp_MTIed：ＭＴＩフィルター７３の出力パケットデータ（Ｓp_MTIed＝［ｙ₀，ｙ₁，…，ｙ_n-1］）、Ｓp：ＭＴＩフィルター７３の入力パケットデータ（Ｓp＝［ｘ₀，ｘ₁，…，ｘ_n-1］、Ｉ：単位行列、ｂ：ｎ次元の正規直交基底（正規直交ベクトル）（ｂ＝［ｂ₀，ｂ₁，…，ｂ_n-1］）、ｂ^H：正規直交基底ｂのエルミート転置のｎ次元の正規直交基底（正規直交ベクトル）（ｂ^H＝［ｂ₀ ^H，ｂ₁ ^H，…，ｂ_n-1 ^H］）、ｂ_k，ｂ_k ^H：ベクトル、Ｒ：除去率（対角行列、Ｒ＝［Ｒ₀，Ｒ₁，…，Ｒ_n-1］、Ｒ_k：ｋ次元目のベクトルに対する除去率）、Ｐr：ｂ^HとＳpとの内積値、である。また、ｂｂ^H＝Ｉを満たす。

式（３）の括弧内がフィルターマトリクスＡに対応する。また、次数ｋ（ｋ＝０，１，…，ｎ−１）において、式（３）は次式（４）で表せられる。
ｙ_k＝ｘ_k−ｂ_k・Ｒ_k・ｂ_k ^H・Ｓp …（４）

図６に示すように、内積値Ｐrの絶対値としての内積値｜Ｐr｜と、正規直交基底ｂの次数ｋとの関係が得られる。内積値｜Ｐr｜は、フーリエ級数展開したときの強度と同様で、各次数の正規直交基底の成分の強度を表している。正規直交基底ｂが直交多項式の場合は、次数ｋが低次→高次にかけて高周波成分となるので、内積値｜Ｐr｜は、周波数特性を見ているのとほぼ同等となる。

ここで、図７を参照して、次数ごとの内積値Ｐrの傾向を説明する。図７（ａ）は、ノイズ領域における次数に対する内積値｜Ｐr｜を示す図である。図７（ｂ）は、クラッター領域における次数に対する内積値｜Ｐr｜を示す図である。図７（ｃ）は、ハイフロー領域における次数に対する内積値｜Ｐr｜を示す図である。図７（ｄ）は、ミドルフロー領域における次数に対する内積値｜Ｐr｜を示す図である。

Ｃモード画像における深さが深い部分などに表れるシステムノイズ（ランダムノイズ）のノイズ領域のサンプル点における次数に対する内積値｜Ｐr｜を図７（ａ）に示す。ノイズ領域では、他の領域に比べて０次（次数が０）の内積値｜Ｐr｜が小さい。Ｃモード画像における組織部分であるクラッター領域のサンプル点における次数に対する内積値｜Ｐr｜を図７（ｂ）に示す。クラッター領域では、ノイズ領域に比べて０次の内積値｜Ｐr｜が大きい。

Ｃモード画像における豊富な血流がある（血流が速い）ハイフロー領域のサンプル点における次数に対する内積値｜Ｐr｜を図７（ｃ）に示す。ハイフロー領域では、他の領域に比べて中〜高次の内積値｜Ｐr｜が大きい。Ｃモード画像における血流がハイフロー領域よりも微弱な（血流が遅い）部分であるミドルフロー領域のサンプル点における次数に対する内積値｜Ｐr｜を図７（ｄ）に示す。ミドルフロー領域では、ノイズ領域及びクラッター領域に比べて中〜高次の内積値｜Ｐr｜が少し大きい。

ＭＴＩフィルター７３の目的は、クラッター領域（及びノイズ領域）の信号を除去することである。このため、例えば、図７（ａ）〜図７（ｄ）の実線を閾値として、各次数の除去率Ｒfを決定することが考えられる。

次いで、図８〜図１０を参照して、除去率の算出を説明する。図８（ａ）は、Ｃモード画像におけるクラッター領域のサンプル点における次数に対する内積値｜Ｐr｜及び第１の閾値ＴＨ１、第２の閾値ＴＨ２，Ｔ２ａを示す図である。図８（ｂ）は、内積値｜Ｐr｜に対する次数で共通の除去率変換関数ｆのゲインを示す図である。図８（ｃ）は、除去率変換関数ｆを用いた場合の次数に対する除去率Ｒfを示す図である。図９（ａ）は、内積値｜Ｐr｜に対するステップ関数である除去率変換関数ｆのゲインを示す図である。図９（ｂ）は、内積値｜Ｐr｜に対するシグモイド関数である除去率変換関数ｆのゲインを示す図である。図１０は、内積値｜Ｐr｜に対する各次数で異なる除去率変換関数ｆのゲインを示す図である。

図８（ａ）に示すように、クラッター領域における各次数の内積値｜Ｐr｜が得られた場合に、評価基準データとしての第１の閾値ＴＨ１及び第２の閾値ＴＨ２が設定される。第１の閾値ＴＨ１は、０次において、ノイズ領域の内積値｜Ｐr｜を判定するための閾値である。つまり、０次の内積値｜Ｐr｜が第１の閾値ＴＨ１以下のサンプル点については、ノイズ領域であると推定して全次数が除去の対象となる。

第２の閾値ＴＨ２は、クラッター領域の内積値｜Ｐr｜を判定するための閾値である。つまり、内積値｜Ｐr｜が第２の閾値ＴＨ２以下の次数をクラッター領域であると推定して除去の対象とする。第２の閾値ＴＨ２に対応して、図８（ｂ）に示す内積値｜Ｐr｜に対するゲインの除去率変換関数ｆが設定される。除去率変換関数ｆのゲインは、０〜１の間で設定される。除去率変換関数ｆのゲイン＝０が除去率０％を示し、除去率変換関数ｆのゲイン＝１が除去率１００％を示す。第２の閾値ＴＨ２１が第２の閾値ＴＨ２に対応する。

除去率変換関数ｆとしては、図９（ａ）に示すようなステップ関数としたり、図９（ｂ）に示すようなシグモイド関数とすることができる。除去率変換関数ｆは、単調減少な関数が望ましい。つまり、内積値Ｐrが小さいほど、除去率を高く設定できるものがよい。

図８（ａ）のサンプル点の内積値｜Ｐr｜を、図８（ｂ）の除去率変換関数ｆで変換することにより、図８（ｃ）に示す次数に対する除去率Ｒfが算出される。また、０次の内積値｜Ｐr｜が第１の閾値ＴＨ１以下のサンプル点については、全次数の除去率が１に設定される。

また、図８（ａ）に示すように、全次数で共通な一定値の第２の閾値ＴＨ２に代えて、次数によって値が変化する第２の閾値ＴＨ２ａを設定してもよい。第２の閾値ＴＨ２ａに対応して、図１０に示す各次数の内積値｜Ｐr｜に対するゲインの除去率変換関数ｆが設定される。図１０の除去率変換関数ｆは、低次数から高次数まで異なる除去率変換関数を有する。

図３に戻り、内積値演算部７３１は、制御部９の制御に従い、直交基底記憶部７３２から正規直交基底ｂ^Hを読み出し、コーナーターン制御部７２から入力されたパケットデータＳp（ドプラー信号Ｉ，Ｑ）と、正規直交基底ｂ^Hとを用いて、式（３Ａ）により、１フレーム内の各サンプル点（画素）における各次数ｋ（ｋ＝０，１，…，ｎ−１）の内積値Ｐrを算出する。直交基底記憶部７３２は、予め設定された正規直交基底ｂ，ｂ^Hが記憶されている記憶部である。

評価基準データ記憶部７３３は、予め設定された、第１の閾値と、第２の閾値に基づく除去率変換関数ｆと、が評価基準データとして記憶された記憶部である。評価基準データ記憶部７３３は、操作部２を介する操作者からの入力に応じて記憶される情報が適宜変更される構成としてもよい。

変換関数設定部７３４は、制御部９の制御に従い、評価基準データ記憶部７３３から第１の閾値と第２の閾値に基づく除去率変換関数ｆとを読み出し、内積値演算部７３１から入力された内積値Ｐrの絶対値の内積値｜Ｐr｜について、０次の内積値｜Ｐr｜が第１の閾値以下の場合に、全次数を除去率＝１に変換する除去率変換関数ｆを生成する。また、変換関数設定部７３４は、０次の内積値｜Ｐr｜が第１の閾値よりも大きい場合に、読み出した除去率変換関数ｆを設定する。

除去率演算部７３５は、制御部９の制御に従い、内積値演算部７３１から入力された内積値｜Ｐr｜を、変換関数設定部７３４から入力された除去率変換関数ｆにより、次数ごとの除去率Ｒfに変換して算出する。

フィルタリング部７３６は、制御部９の制御に従い、直交基底記憶部７３２から正規直交基底ｂ^Hを読み出し、読み出した正規直交基底ｂ^Hと、除去率演算部７３５から入力された除去率Ｒfと、内積値演算部７３１から入力された内積値Ｐrとを用いて、式（３）により、パケットデータＳp_MTIedを算出する。また、フィルタリング部７３６は、複素ドプラー信号としてのパケットデータＳp_MTIedをドプラー信号Ｉ，Ｑに分解して相関演算部７４に出力する。

図２に戻り、相関演算部７４は、制御部９の制御に従い、ＭＴＩフィルター７３によりフィルタリングされたドプラー信号Ｉ，Ｑ（複素ドプラー信号ｚ）から、次式（５）のドプラー信号の自己相関演算の平均値Ｓ（位相差ベクトルの平均値）の実部Ｄ及び虚部Ｎを算出する。

データ変換部７５は、制御部９の制御に従い、ＭＴＩフィルター７３によりフィルタリングされたドプラー信号Ｉ，Ｑや、ドプラー信号の自己相関演算の平均値Ｓの実部Ｄ及び虚部Ｎから、血流速度Ｖ、パワーＰ、分散Ｔを算出する。より具体的には、データ変換部７５は、次式（６）により、ドプラー信号の自己相関演算の平均値Ｓの実部Ｄ及び虚部Ｎから、血流速度Ｖを算出する。

また、データ変換部７５は、次式（７）により、ドプラー信号Ｉ，Ｑ（複素ドプラー信号ｚ）から、ドプラー信号の強度の平均値としてのパワーＰを算出する。

また、データ変換部７５は、次式（８）により、ドプラー信号Ｉ，Ｑ（複素ドプラー信号ｚ）から、位相差ベクトルの大きさとパワーとの比（但し、１から引いて大小を逆転したもの）としての分散Ｔを算出する。

ノイズ除去空間フィルター部７６は、データ変換部７５により算出されたパワーＰと、血流速度Ｖ、分散Ｔと、をフィルタリングする。ノイズ除去空間フィルター部７６は、キーホールフィルター、空間フィルター（いずれも図示略）を有する。

キーホールフィルターは、Ｃモード画像のフレームを構成するパワーＰ、血流速度Ｖ、分散Ｔをフィルタリングして、ノイズを除去する。Ｖモード、Ｖ−Ｔモードにおいて、キーホールフィルターは、データ変換部７５により算出された血流速度ＶとパワーＰにより設定された除去する領域の血流速度Ｖを除去して、血流速度Ｖをフィルタリングする。Ｖモード、Ｖ−Ｔモードにおいて、血流速度Ｖは、画像表示（色付け）に使用される。Ｐモードにおいて、キーホールフィルターは、データ変換部７５により算出された血流速度ＶとパワーＰにより設定された除去する領域のパワーＰを除去して、パワーＰをフィルタリングする。Ｐモードにおいて、パワーＰは、画像表示（色付け）に使用される。

より具体的には、Ｖモード、Ｖ−Ｔモードにおいて、キーホールフィルターは、血流速度Ｖが所定閾値より小さい領域の血流信号を、クラッターノイズとみなし、パワーＰが所定閾値より小さい領域の血流信号を、背景ノイズとみなして、これらの領域の血流速度Ｖを除去する。また、Ｐモードにおいて、キーホールフィルターは、血流速度Ｖが所定閾値より小さい領域の血流信号を、クラッターノイズとみなし、パワーＰが所定閾値より小さい領域の血流信号を、背景ノイズとみなして、これらの領域のパワーＰを除去する。

空間フィルターは、Ｃモード画像のフレームを構成する血流速度Ｖ、パワーＰ、分散Ｔのデータをスムージングするための２次元の加重平均フィルターである。Ｖモード又はＶ−Ｔモードにおいて、空間フィルターは、キーホールフィルターによりフィルタリングされた血流速度Ｖと、データ変換部７５により算出された分散Ｔとをフィルタリングする。Ｐモードにおいて、空間フィルターは、キーホールフィルターによりフィルタリングされたパワーＰをフィルタリングする。

フレーム間フィルター７７は、ノイズ除去空間フィルター部７６によりフィルタリングされた血流速度Ｖ、パワーＰと、分散Ｔと、のうち、操作部２で操作入力された表示モードに対応して、Ｃモード画像を構成する各フレームの血流成分について、フレーム間の変化を滑らかにし残像を残すようにフィルタリングを行う。

Ｃモード画像変換部７８は、フレーム間フィルター７７によりフィルタリングされた血流速度Ｖ、パワーＰ、分散Ｔを、Ｃモード画像データに変換して生成する。

図１に戻り、表示処理部８は、表示部１２に表示させる表示画像データを構築し、表示部１２にその表示画像データを表示させる処理を行う。特に、Ｂモードが選択されている場合は、超音波画像として、Ｂモード画像生成部５で生成したＢモード画像データのＢモード画像を表示画像データ中に含める処理を行う。また、Ｃモードが選択されている場合は、超音波画像として、Ｂモード画像生成部５で生成したＢモード画像上に選択されたＲＯＩの位置に、Ｃモード画像生成部７で生成したＣモード画像データのＣモード画像を重畳させた合成画像データを生成し、これを表示画像データ中に含める処理を行う。

制御部９は、例えば、ＣＰＵ（Central Processing Unit）、ＲＯＭ（Read Only Memory）、ＲＡＭ（Random Access Memory）を備えて構成され、ＲＯＭに記憶されているシステムプログラムなどの各種処理プログラムを読み出してＲＡＭに展開し、展開したプログラムに従って超音波診断装置１各部の動作を制御する。ＲＡＭは、ＣＰＵにより実行される各種プログラム及びこれらプログラムに係るデータを一時的に記憶するワークエリアを形成する。ＲＯＭは、半導体などの不揮発メモリーなどにより構成され、超音波診断装置１に対するシステムプログラム及び該システムプログラム上で実行可能な、初期設定プログラムや超音波診断プログラムなどの各種処理プログラムや、各種データなどを記憶する。これらのプログラムは、コンピューターが読み取り可能なプログラムコードの形態で格納され、ＣＰＵは、当該プログラムコードに従った動作を逐次実行する。

記憶部１１は、例えば、ＨＤＤ（Hard Disk Drive）などの大容量記録媒体によって構成されており、超音波画像データ（Ｂモード画像データ、Ｃモード画像データ、合成画像データ）などを記憶する。

表示部１２は、表示処理部８から出力された画像データを表示する、ＬＣＤ（Liquid Crystal Display）、ＥＬ（ElectroLuminescence）ディスプレイなどのいわゆるモニタである。

超音波診断装置１が備える各部について、各々の機能ブロックの一部又は全部の機能は、集積回路などのハードウェア回路として実現することができる。集積回路とは、例えばＬＳＩ（Large Scale Integration）であり、ＬＳＩは集積度の違いにより、ＩＣ（Integrated Circuit）、システムＬＳＩ、スーパーＬＳＩ、ウルトラＬＳＩと呼称されることもある。また、集積回路化の手法はＬＳＩに限るものではなく、専用回路又は汎用プロセッサで実現してもよいし、ＦＰＧＡ（Field Programmable Gate Array）やＬＳＩ内部の回路セルの接続や設定を再構成可能なリコンフィギュラブル・プロセッサーを利用してもよい。また、各々の機能ブロックの一部又は全部の機能をソフトウェアにより実行するようにしてもよい。この場合、このソフトウェアは一つ又はそれ以上のＲＯＭなどの記憶媒体、光ディスク、又はハードディスクなどに記憶されており、このソフトウェアが演算処理器により実行される。

次に、図１１を参照して、本実施の形態における超音波診断装置１のＭＴＩフィルター７３の動作を説明する。図１１は、第１のＭＴＩフィルタリング処理を示すフローチャートである。

ＭＴＩフィルター７３で実行される第１のＭＴＩフィルタリング処理の各処理は、制御部９の制御に応じて、ＭＴＩフィルター７３の各部が各処理を実行し、制御部９の制御については省略する。

図１１に示すように、第１のＭＴＩフィルタリング処理において、先ず、内積値演算部７３１は、コーナーターン制御部７２からパケットデータＳp（ｘc，ｙc，ｉ）を取得する（ステップＳ３１）。ここで、（ｘc，ｙc，ｉ）において、（ｘc，ｙc）が、Ｃモード画像の１フレーム内のサンプル点の空間位置（２次元座標）を示す。ｉは、正規直交基底ｂの次数（０，１，…，ｎ−１）とする。

そして、内積値演算部７３１は、直交基底記憶部７３２から正規直交基底ｂ^Hを読み出し、ステップＳ１１で取得されたパケットデータＳp（ｘc，ｙc，ｉ）と、正規直交基底ｂ^Hとを用いて、式（３Ａ）により、次数ｉの内積値Ｐr（ｘc，ｙc，ｉ）を算出する（ステップＳ１２）。ステップＳ１２では、例えば、全ての次数ｉについて内積値Ｐr（ｘc，ｙc，ｉ）が算出されるものとする。

そして、変換関数設定部７３４は、評価基準データ記憶部７３３から評価基準データとして、第１の閾値と第２の閾値に基づく除去率変換関数ｆ（Ｐr，ｉ）とを読み出す（ステップＳ１３）。そして、変換関数設定部７３４は、ステップＳ１２で算出された内積値｜Ｐr（ｘc，ｙc，ｉ）｜について、０次の内積値｜Ｐr（ｘc，ｙc，ｉ）｜が第１の閾値以下の場合に全次数を除去率１とする除去率変換関数ｆ（Ｐr，ｉ）を設定し、０次の内積値｜Ｐr｜が第１の閾値よりも大きい場合にステップＳ１３で読み出された除去率変換関数ｆ（Ｐr，ｉ）を設定する（ステップＳ１４）。

そして、除去率演算部７３５は、ステップＳ１２で算出された内積値Ｐr（ｘc，ｙc，ｉ）を、ステップＳ１４で設定された除去率変換関数ｆ（Ｐr，ｉ）により、次数ごとの除去率Ｒf（ｘc，ｙc，ｉ）に変換して算出する（ステップＳ１５）。

そして、フィルタリング部７３６は、ステップＳ１２で算出された内積値Ｐr（ｘc，ｙc，ｉ）に、ステップＳ１５で算出された除去率Ｒf（ｘc，ｙc，ｉ）を乗算する（ステップＳ１６）。そして、フィルタリング部７３６は、直交基底記憶部７３２から正規直交基底ｂを読み出し、ステップＳ１６で除去率Ｒf（ｘc，ｙc，ｉ）が乗算された内積値Ｐr（ｘc，ｙc，ｉ）と、読み出した正規直交基底ｂとを用いて、除去データ（式（３）の右辺のＩを除き符号変換した項）を算出する（ステップＳ１７）。そして、フィルタリング部７３６は、ステップＳ１１で取得されたパケットデータＳp（ｘc，ｙc，ｉ）と、ステップＳ１７で算出された除去データとの差を算出して式（３）のパケットデータＳp_MTIed（ｘc，ｙc）を算出し、パケットデータＳp_MTIed（ｘc，ｙc）をドプラー信号Ｉ，Ｑに分解して相関演算部７４に出力し（ステップＳ１８）、第１のＭＴＩフィルタリング処理を終了する。Ｃモード画像の１フレーム分についての第１のＭＴＩフィルタリング処理は、１フレームの全ての空間位置のサンプル点について繰り返し行われる。

以上、本実施の形態によれば、超音波診断装置１は、超音波を送受信する超音波探触子１０１にＣモード画像用の駆動信号を出力する送信部３と、超音波探触子１０１から受信信号を取得する受信部４と、受信信号のパケットデータと正規直交基底ｂ^Hとの各次数の内積値Ｐrを算出する内積値演算部７３１と、内積値Ｐrを、クラッター成分を除去する除去率Ｒfに変換するための除去率変換関数ｆを設定する変換関数設定部７３４と、算出された内積値Ｐrを設定された除去率変換関数ｆにより各次数の除去率Ｒfに変換する除去率演算部７３５と、各次数の除去率Ｒfに応じてＣモード画像の信号成分を除去した合成画像データを生成する表示処理部８と、を備える。

内積値により、パケットデータ内の血流、クラッター、ノイズの大凡の傾向を取得することができる。内積値の大きさは正規直交基底成分の強度（パワー）に相当するものとして求められる。クラッターはパワーが強く、速度が遅い傾向があり、血流はパワーが弱く、速度が速い傾向にあるため、内積値は評価するための情報として有用である。このため、パケットデータに対するＭＴＩフィルタリングの特性を適応的に変えることができ、血流信号のＳ／Ｎを最適化できる。また、ノイズの可能性の高さ（除去率）に応じてノイズ除去の強さを変えることで平滑化によるボケを低減できる。

さらに、内積値を用いることにより、クラッターとともに、システムノイズ（ランダムノイズ）を効果的に除去できる。

また、変換関数設定部７３４は、算出された０次の内積値Ｐrが所定の第１の閾値以下である場合に、全次数の除去率を１に変換するための除去率変換関数ｆを設定する。このため、システムノイズをより効果的に除去できる。

また、表示処理部８は、各次数の除去率Ｒfに応じてＣモード画像の信号成分を除去した合成画像データを表示部１２に表示する。このため、検査者が血流信号のＳ／Ｎを最適化したＣモード画像を視認できる。

また、超音波診断装置１は、各次数の除去率Ｒfを算出された各次数の内積値Ｐrに乗算し、除去率Ｒfが乗算された各次数の内積値Ｐrに正規直交基底ｂ^Hのエルミート転置の正規直交基底ｂを乗算し、正規直交基底ｂが乗算された値をパケットデータから減算してフィルタリング後のパケットデータを算出するフィルタリング部７３６と、フィルタリング後のパケットデータからＣモード画像データを生成するＣモード画像変換部７８と、を備える。表示処理部８は、フィルタリング後のＣモード画像データのＣモード画像を表示部１２に表示する。このため、オリジナルのパケットデータから除去率に応じてＣモード画像の信号成分を除去したパケットデータを容易且つ正確に算出できる。

また、各次数の除去率Ｒfは、０から１までの値をとる。このため、０又は１のランクカットの成分を用いる従来技術に比べて、０から１までの値をとる除去率とすることでデータの曖昧性を加味し、より安定性を向上できる。

（第１の変形例）
図１２〜図１４を参照して、上記第１の実施の形態の第１の変形例を説明する。先ず、図１２、図１３を参照して、本変形例の装置構成を説明する。図１２は、ＭＴＩフィルター７３Ａの機能構成を示すブロック図である。

本変形例の装置構成として、上記第１の実施の形態の超音波診断装置１を用いるものとする。ただし、ＭＴＩフィルター７３を、図１２に示すＭＴＩフィルター７３Ａに代えた構成とする。このため、主として上記第１の実施の形態と異なる部分を説明し、同じ部分には同じ符号を付して、その説明を省略する。

図１２に示すように、ＭＴＩフィルター７３Ａは、内積値演算部７３１と、直交基底記憶部７３２と、内積差分値算出部としての内積差分値演算部７３７と、評価基準データ記憶部７３３Ａと、変換関数設定部７３４Ａと、除去率算出部としての除去率演算部７３５Ａと、フィルタリング部７３６と、を有する。

内積値演算部７３１は、例えば、Ｃモード画像の１フレーム内の各サンプル点（画素）における各次数ｋ（ｋ＝０，１，…，ｎ−１）の内積値Ｐrを算出するが、当該１フレーム分の内積値Ｐrを算出するものとする。

内積差分値演算部７３７は、制御部９の制御に従い、内積値演算部７３１から入力された１フレーム分の内積値Ｐrを用いて、次式（９）により１フレームの各サンプル点の内積差分値ｄＰrを算出する。
ｄＰr＝中心点のＰr−（周辺領域の平均内積値） …（９）
ただし、中心点：サンプル点（１画素）、周辺領域：中心点の周辺の８画素とする。なお、周辺領域は、これに限定されるものではなく、中心点の周辺の実寸法（○ｍｍ×○ｍｍ）の領域などとしてもよい。また、中心点のＰrから（周辺領域の平均内積値）を減算する構成に限定されるものではなく、周辺領域の内積値の中央値などを減算する構成としてもよい。

ここで、図１３（ａ）〜図１３（ｃ）を参照して、内積差分値ｄＰrを用いた除去率算出を説明する。図１３（ａ）は、クラッター領域、ミドルフロー領域、ハイフロー領域における次数に対する内積差分値ｄＰrを示す図である。図１３（ｂ）は、内積差分値｜ｄＰr｜に対する各次数で異なる除去率変換関数ｇのゲインを示す図である。図１３（ｃ）は、除去率変換関数ｇを用いた場合の次数に対する除去率Ｒgを示す図である。

図１３（ａ）に示すように、クラッター領域、ミドルフロー領域、ハイフロー領域における各次数の内積差分値ｄＰrが得られた場合に、第３の閾値ＴＨ３が設定される。クラッター領域の内積差分値ｄＰrのプロット点を●で表し、ミドルフロー領域の内積差分値ｄＰrのプロット点を◆で表し、ハイフロー領域の内積差分値ｄＰrのプロット点を▲で表す。

第３の閾値ＴＨ３は、クラッター領域の内積差分値ｄＰrを判定するための閾値である。つまり、内積差分値ｄＰrが第３の閾値ＴＨ３以下の次数をクラッター領域であると推定して除去の対象とする。第３の閾値ＴＨ３に対応して、図１３（ｂ）に示す内積差分値の絶対値としての内積差分値｜ｄＰr｜に対する各次数で異なるゲインの除去率変換関数ｇが設定される。除去率変換関数ｇのゲインは、０〜１の間で設定される。除去率変換関数ｇのゲイン＝０が除去率０％を示し、除去率変換関数ｇのゲイン＝１が除去率１００％を示す。

除去率変換関数ｇとしては、除去率変換関数ｆと同様に、図９（ａ）のステップ関数、図９（ｂ）のシグモイド関数とすることができ、単調減少な関数が望ましい。

図１３（ａ）のサンプル点の内積差分値ｄＰrを、図１３（ｂ）の除去率変換関数ｇで変換することにより、図１３（ｃ）に示す次数に対する除去率Ｒgが算出される。また、次数によって値が変化する第２の閾値ＴＨ３に代えて、全次数で共通な一定値の第３の閾値を設定し、全次数で共通な除去率変換関数ｆを設定してもよい。

図１２に戻り、評価基準データ記憶部７３３Ａは、予め設定された、第３の閾値に基づく除去率変換関数ｇが記憶された記憶部である。評価基準データ記憶部７３３Ａは、操作部２を介する操作者からの入力に応じて記憶される情報が適宜変更される構成としてもよい。

変換関数設定部７３４Ａは、制御部９の制御に従い、評価基準データ記憶部７３３から第３の閾値に基づく除去率変換関数ｇを読み出し、読み出した除去率変換関数ｇを設定する。

除去率演算部７３５Ａは、制御部９の制御に従い、内積差分値演算部７３７から入力された内積差分値ｄＰrを、変換関数設定部７３４Ａから入力された除去率変換関数ｇにより、次数ごとの除去率Ｒgに変換して算出する。

フィルタリング部７３６は、制御部９の制御に従い、直交基底記憶部７３２から正規直交基底ｂを読み出し、読み出した正規直交基底ｂと、除去率演算部７３５Ａから入力された除去率Ｒgと、内積値演算部７３１から入力された内積値Ｐrとを用いて、式（３）により、パケットデータＳp_MTIedを算出する。また、フィルタリング部７３６は、複素ドプラー信号としてのパケットデータＳp_MTIedをドプラー信号Ｉ，Ｑに分解して相関演算部７４に出力する。

次に、図１４を参照して、本変形例における超音波診断装置１のＭＴＩフィルター７３Ａの動作を説明する。図１４は、第２のＭＴＩフィルタリング処理を示すフローチャートである。

ＭＴＩフィルター７３Ａで実行される第２のＭＴＩフィルタリング処理の各処理は、制御部９の制御に応じて、ＭＴＩフィルター７３Ａの各部が各処理を実行し、制御部９の制御については省略する。

図１４に示すように、第２のＭＴＩフィルタリング処理において、ステップＳ２１，Ｓ２２は、図１１の第１のＭＴＩフィルタリング処理のステップＳ１１，Ｓ１２と同様である。また、ステップＳ２２では、Ｃモード画像の１フレーム分の内積値Ｐr（ｘc，ｙc，ｉ）が算出される。

そして、内積差分値演算部７３７は、ステップＳ３２で取得された１フレーム分の内積値Ｐr（ｘc，ｙc，ｉ）から式（９）により内積差分値ｄＰr（ｘc，ｙc，ｉ）を算出する（ステップＳ２３）。そして、変換関数設定部７３４Ａは、評価基準データ記憶部７３３Ａから評価基準データとして、第３の閾値に基づく除去率変換関数ｇ（ｄＰr，ｉ）を読み出す（ステップＳ２４）。そして、変換関数設定部７３４は、ステップＳ２４で読み出された除去率変換関数ｇ（ｄＰr，ｉ）を設定する（ステップＳ２５）。

そして、除去率演算部７３５Ａは、ステップＳ２３で算出された内積差分値ｄＰr（ｘc，ｙc，ｉ）を、ステップＳ２５で設定された除去率変換関数ｇ（ｄＰr，ｉ）により、次数ごとの除去率Ｒg（ｘc，ｙc，ｉ）に変換して算出する（ステップＳ２６）。そして、フィルタリング部７３６は、ステップＳ２２で算出された内積値Ｐr（ｘc，ｙc，ｉ）に、ステップＳ２６で算出された除去率Ｒg（ｘc，ｙc，ｉ）を乗算する（ステップＳ２７）。

ステップＳ２８，Ｓ２９は、図１１の第１のＭＴＩフィルタリング処理のステップＳ１７，Ｓ１８と同様である。

以上、本変形例によれば、超音波診断装置１は、Ｃモード画像の中心点の各次数の内積値と当該中心点の周辺領域の各次数の内積値との各次数の内積差分値ｄＰrを算出する内積差分値演算部７３７を備える。変換関数設定部７３４Ａは、内積差分値ｄＰrを、クラッター成分を除去する除去率Ｒgに変換するための除去率変換関数ｇを設定する。除去率演算部７３５Ａは、算出された各次数の内積差分値ｄＰrを設定された除去率変換関数ｇにより各次数の除去率Ｒgに変換する。

クラッターは大域的な、血流は局所的な傾向があり、内積差分値を求めることで大域情報であるクラッターであるか、局所情報である血流であるかの判別が可能となる。このため、周辺をみることで血流と血流以外の違いをみることができ、クラッターをより効果的に除去できる。

（第２の変形例）
図１５、図１６を参照して、上記第１の実施の形態の第２の変形例を説明する。先ず、図１５を参照して、本変形例の装置構成を説明する。図１５は、ＭＴＩフィルター７３Ｂの機能構成を示すブロック図である。

本変形例の装置構成として、上記第１の実施の形態の超音波診断装置１を用いるものとする。ただし、ＭＴＩフィルター７３を、図１５に示すＭＴＩフィルター７３Ｂに代えた構成とする。このため、主として上記第１の実施の形態、第１の変形例と異なる部分を説明し、同じ部分には同じ符号を付して、その説明を省略する。

図１５に示すように、ＭＴＩフィルター７３Ａは、内積値演算部７３１と、直交基底記憶部７３２と、内積差分値演算部７３７と、評価基準データ記憶部７３３Ｂと、変換関数設定部７３４と、変換関数設定部７３４Ａと、除去率算出部としての除去率演算部７３５Ｂと、フィルタリング部７３６と、を有する。

内積値演算部７３１は、例えば、Ｃモード画像の１フレーム内の各サンプル点（画素）における各次数ｋ（ｋ＝０，１，…，ｎ−１）の内積値Ｐrを算出するが、当該１フレーム分の内積値Ｐrを算出するものとする。

図１２に戻り、評価基準データ記憶部７３３Ｂは、予め設定された、第１の閾値と、第２の閾値に基づく除去率変換関数ｆと、第３の閾値に基づく除去率変換関数ｇと、が記憶された記憶部である。評価基準データ記憶部７３３Ｂは、操作部２を介する操作者からの入力に応じて記憶される情報が適宜変更される構成としてもよい。

除去率演算部７３５Ｂは、制御部９の制御に従い、内積値演算部７３１から入力された内積値｜Ｐr｜を、変換関数設定部７３４から入力された除去率変換関数ｆにより、次数ごとの除去率Ｒfに変換して算出し、内積差分値演算部７３７から入力された内積差分値ｄＰrを、変換関数設定部７３４Ａから入力された除去率変換関数ｇにより、次数ごとの除去率Ｒgに変換して算出する。また、除去率演算部７３５Ｂは、算出した除去率Ｒf及び除去率Ｒgから除去率Ｒを算出する。除去率Ｒは、例えば、除去率Ｒf及び除去率Ｒgの平均値や最大値である。ただし、除去率Ｒf及び除去率Ｒgの最大値の方が比較的よい効果が得られると思われる。

フィルタリング部７３６は、制御部９の制御に従い、直交基底記憶部７３２から正規直交基底ｂを読み出し、読み出した正規直交基底ｂと、除去率演算部７３５Ｂから入力された除去率Ｒと、内積値演算部７３１から入力された内積値Ｐrとを用いて、式（３）により、パケットデータＳp_MTIedを算出する。また、フィルタリング部７３６は、複素ドプラー信号としてのパケットデータＳp_MTIedをドプラー信号Ｉ，Ｑに分解して相関演算部７４に出力する。

次に、図１６を参照して、本変形例における超音波診断装置１のＭＴＩフィルター７３Ｂの動作を説明する。図１６は、第３のＭＴＩフィルタリング処理を示すフローチャートである。

ＭＴＩフィルター７３Ｂで実行される第３のＭＴＩフィルタリング処理の各処理は、制御部９の制御に応じて、ＭＴＩフィルター７３Ｂの各部が各処理を実行し、制御部９の制御については省略する。

図１６に示すように、第３のＭＴＩフィルタリング処理において、ステップＳ３１〜Ｓ３５は、図１１の第１のＭＴＩフィルタリング処理のステップＳ１１〜Ｓ１５と同様である。また、ステップＳ３２では、Ｃモード画像の１フレーム分の内積値Ｐr（ｘc，ｙc，ｉ）が算出される。ステップＳ３６〜Ｓ３９は、図１４の第２のＭＴＩフィルタリング処理のステップＳ２３〜Ｓ２６と同様である。ステップＳ３５，Ｓ３９の実行の主体は、除去率演算部７３５Ｂである。

そして、除去率演算部７３５Ｂは、ステップＳ３５で算出された除去率Ｒf（ｘc，ｙc，ｉ）と、ステップＳ３９で算出された除去率Ｒg（ｘc，ｙc，ｉ）と、の最大値又は平均値を、除去率Ｒ（ｘc，ｙc，ｉ）として算出する（ステップＳ４０）。そして、フィルタリング部７３６は、ステップＳ３２で算出された内積値Ｐr（ｘc，ｙc，ｉ）に、ステップＳ４０で算出された除去率Ｒ（ｘc，ｙc，ｉ）を乗算する（ステップＳ４１）。

ステップＳ４２，Ｓ４３は、図１１の第１のＭＴＩフィルタリング処理のステップＳ１７，Ｓ１８と同様である。

以上、本変形例によれば、変換関数設定部７３４，７３４Ａは、内積値Ｐrを、クラッター成分を除去する除去率Ｒfに変換するための除去率変換関数ｆと、内積差分値ｄＰrを、クラッター成分を除去する除去率Ｒgに変換するための除去率変換関数ｇとを設定する。除去率演算部７３５Ｂは、算出された各次数の内積値Ｐrを設定された除去率変換関数ｆにより各次数の除去率Ｒfに変換し、算出された各次数の内積差分値ｄＰrを設定された除去率変換関数ｇにより各次数の除去率Ｒgに変換し、除去率Ｒf及び除去率Ｒgから除去率Ｒを算出する。このため、内積値によりシステムノイズを効果的に除去できることと、内積差分値によりクラッターを効果的に除去できることとの両方の効果を得ることができる。

また、除去率演算部７３５Ｂは、各次数の除去率Ｒf及び各次数の除去率Ｒgのうちの最大値を各次数の除去率Ｒとする。このため、システムノイズ、クラッターをより効果的に除去できる。

（第２の実施の形態）
図１７〜図１９を参照して、本発明に係る第２の実施の形態を説明する。先ず、図１７、図１８を参照して、本実施の形態の装置構成を説明する。図１７は、Ｃモード画像生成部７Ｃの機能構成を示すブロック図である。図１８は、合成比率設定部７９の機能構成を示すブロック図である。

本変形例の装置構成として、上記第１の実施の形態の超音波診断装置１を用いるものとする。ただし、Ｃモード画像生成部７を、図１７に示すＣモード画像生成部７Ｃに代えた構成とする。このため、主として上記第１の実施の形態と異なる部分を説明し、同じ部分には同じ符号を付して、その説明を省略する。

ここで、図１７を参照して、Ｃモード画像生成部７Ｃの内部構成を説明する。図１７に示すように、Ｃモード画像生成部７は、直交検波回路７１と、コーナーターン制御部７２と、ＭＴＩフィルター７３Ｃと、相関演算部７４と、データ変換部７５と、ノイズ除去空間フィルター部７６と、フレーム間フィルター７７と、Ｃモード画像変換部７８と、合成比率設定部７９と、を有する。

ＭＴＩフィルター７３Ｃは、上記第１の実施の形態、第１、第２の変形例のＭＴＩフィルター７３，７３Ａ，７３Ｂのような内積値Ｐrを使用せず、正規直交基底を利用する通常のＭＴＩフィルターである。また、ＭＴＩフィルター７３Ｃは、正規直交基底を利用しないＭＴＩフィルターとしてもよい。ＭＴＩフィルター７３Ｃは、制御部９の制御に従い、コーナーターン制御部７２から入力されたドプラー信号Ｉ，Ｑをフィルタリングしてクラッター成分を除去する。

合成比率設定部７９は、制御部９の制御に従い、コーナーターン制御部７２から入力されたドプラー信号Ｉ，Ｑ（パケットデータＳp）から、Ｂモード画像及びＣモード画像の合成におけるＢモード画像の合成比率α（０〜１）を算出して表示処理部８に出力する。Ｃモード画像の合成比率は、（１−α）となる。合成比率αは、ＲＯＩ（Ｃモード画像）内の空間位置（ｘc，ｙc）ごとに設定される比率である。

図１８に示すように、合成比率設定部７９は、内積値算出部としての内積値演算部７９１と、直交基底記憶部７９２と、評価基準データ記憶部７９３と、変換関数設定部７９４と、除去率算出部としての除去率演算部７９５と、合成比率算出部としての合成比率演算部７９６と、を有する。

内積値演算部７９１、直交基底記憶部７９２、評価基準データ記憶部７９３、変換関数設定部７９４、除去率演算部７９５は、第１の実施の形態の内積値演算部７３１、直交基底記憶部７３２、評価基準データ記憶部７３３、変換関数設定部７３４、除去率演算部７３５と同様である。

合成比率演算部７９６は、制御部９の制御に従い、除去率演算部７９５から入力された除去率Ｒfから、Ｃモード画像の空間位置のＢモード画像の合成比率αを算出する。

パケットデータに含まれるクラッターが多そうな位置には血流画像を重ねず、Ｂモード画像を提示した方が操作者の視認性が良くなる（αを高くする）。また、クラッターノイズを血流と思いこむ誤認識を減らすことができる。

パケットデータに含まれるクラッターが多そうな位置を判断する指標を、本実施の形態ではパケットデータに対して取得された全ての次数の除去率から導き出す。例えば、全ての次数の平均除去率を求め、平均除去率をαとする。つまり平均除去率が高い場合は、クラッターと判定された次数が多いことを示しており、結果的に合成比率αが高くなり、Ｂモード画像の比率が大きくなるため、操作者はクラッターを視認することがなくなる。

表示処理部８は、Ｂモードが選択されている場合に、Ｂモード画像生成部５で生成されたＢモード画像データのＢモード画像を表示画像データ中に含めて表示部１２に出力する。また、表示処理部８は、Ｃモードが選択されている場合に、Ｂモード画像生成部５で生成されたＢモード画像に、合成比率演算部７９６から入力された空間位置ごとの合成比率αを空間位置ごとに乗算し、Ｃモード画像生成部７Ｃで生成されたＣモード画像に、空間位置ごとの合成比率（１−α）を空間位置ごとに乗算する。また、表示処理部８は、合成比率α，（１−α）が乗算されたＢモード画像及びＣモード画像を合成して合成画像データを生成し、これを表示画像データ中に含めて表示部１２に出力する。

次に、図１９を参照して、本実施の形態における超音波診断装置１の合成比率演算部７９６の動作を説明する。図１９は、合成比率算出処理を示すフローチャートである。

合成比率設定部７９で実行される合成比率算出処理の各処理は、制御部９の制御に応じて、合成比率設定部７９の各部が各処理を実行し、制御部９の制御については省略する。

図１９に示すように、合成比率算出処理において、ステップＳ５１〜Ｓ５５は、図１１の第１のＭＴＩフィルタリング処理のステップＳ１１〜Ｓ１５と同様である。また、ステップＳ５１〜Ｓ５５の実行の主体は、それぞれ、内積値演算部７９１、内積値演算部７９１、変換関数設定部７９４、変換関数設定部７９４、除去率演算部７９５である。

そして、合成比率演算部７９６は、除去率演算部７９５から入力された除去率Ｒfから、Ｃモード画像の空間位置の合成比率αを算出し、算出した合成比率αを表示処理部８へ出力し（ステップＳ５６）、合成比率算出処理を終了する。

以上、本実施の形態によれば、送信部３は、超音波探触子１０１にＢモード画像用及びＣモード画像用の駆動信号を出力する。受信部４は、超音波探触子１０１からＢモード画像用及びＣモード画像用の受信信号を取得する。超音波診断装置１は、Ｃモード画像用の受信信号のパケットデータと正規直交基底ｂ^Hとの各次数の内積値Ｐrを算出する内積値演算部７３１と、各次数の除去率ＲfからＣモード画像に対するＢモード画像の合成比率αを算出する合成比率演算部７９６と、パケットデータからＣモード画像データを生成するＣモード画像変換部７８と、Ｂモード画像用の受信信号からＢモード画像データを生成するＢモード画像生成部５と、を備える。表示処理部８は、算出された合成比率αに応じて、Ｂモード画像データ及びＣモード画像データを合成して合成画像データを生成し、合成画像データの合成画像を表示部１２に表示する。

このため、血流以外（クラッター、システムノイズ）の表示を抑え、血流の視認性を向上でき、誤診を防ぐことができる。

なお、上記実施の形態における記述は、本発明に係る好適な超音波診断装置の一例であり、これに限定されるものではない。例えば、上記実施の形態、変形例及び下記の構成の少なくとも２つを適宜組み合わせる構成としてもよい。具体的には、例えば、第２の実施の形態において、第１の変形例の除去率Ｒgに基づいて合成比率αを生成する構成や、第２の変形例の除去率Ｒに基づいて合成比率αを生成する構成としてもよい。

また、上記実施の形態、変形例では、超音波診断装置１において、Ｂモード画像データ、合成画像データなどの画像データを表示部１２に表示する構成を説明したが、これに限定されるものではなく、Ｂモード画像データ、合成画像データなどの画像データを記憶部１１に記憶することとしてもよい。

また、以上の実施の形態における超音波診断装置１を構成する各部の細部構成及び細部動作に関して本発明の趣旨を逸脱することのない範囲で適宜変更可能である。

１ 超音波診断装置
１００ 超音波診断装置本体
２ 操作部
３ 送信部
４ 受信部
５ Ｂモード画像生成部
６ ＲＯＩ設定部
７，７Ｃ Ｃモード画像生成部
７１ 直交検波回路
７２ コーナーターン制御部
７３，７３Ａ，７３Ｂ，７３Ｃ ＭＴＩフィルター
７３１，７９１ 内積値演算部
７３２，７９２ 直交基底記憶部
７３３，７３３Ａ，７３３Ｂ，７９３ 評価基準データ記憶部
７３４，７３４Ａ，７９４ 変換関数設定部
７３５，７３５Ａ，７３５Ｂ，７９５ 除去率演算部
７３６ フィルタリング部
７３７ 内積差分値演算部
７４ 相関演算部
７５ データ変換部
７６ ノイズ除去空間フィルター部
７７ フレーム間フィルター
７８ Ｃモード画像変換部
７９ 合成比率設定部
７９６ 合成比率演算部
８ 表示処理部
９ 制御部
１０ スキャン制御部
１１ 記憶部
１２ 表示部
１０１ 超音波探触子
１０１ａ 振動子

Claims (10)

1. 超音波を送受信する超音波探触子にＣモード画像用の駆動信号を出力する送信部と、
   前記超音波探触子から受信信号を取得する受信部と、
   前記受信信号のパケットデータと第１の正規直交基底との各次数の内積値を算出する内積値算出部と、
   内積値を、クラッター成分を除去する除去率に変換するための変換関数を設定する変換関数設定部と、
   前記算出された内積値を前記設定された変換関数により各次数の除去率に変換する除去率算出部と、
   前記各次数の除去率に応じてＣモード画像の信号成分を除去した画像データを生成する処理部と、を備える超音波診断装置。
2. 前記変換関数設定部は、前記算出された０次の内積値が所定の閾値以下である場合に、全次数の除去率を１に変換するための変換関数を設定する請求項１に記載の超音波診断装置。
3. 前記処理部は、前記各次数の除去率に応じてＣモード画像の信号成分を除去した画像データを表示部に表示する請求項１又は２に記載の超音波診断装置。
4. 前記各次数の除去率を前記算出された各次数の内積値に乗算し、当該除去率が乗算された各次数の内積値に前記第１の正規直交基底のエルミート転置の第２の正規直交基底を乗算し、当該第２の正規直交基底が乗算された値を前記パケットデータから減算してフィルタリング後のパケットデータを算出するフィルタリング部と、
   前記フィルタリング後のパケットデータからＣモード画像データを生成するＣモード画像生成部と、を備え、
   前記処理部は、前記フィルタリング後のＣモード画像データのＣモード画像を前記表示部に表示する請求項３に記載の超音波診断装置。
5. 前記送信部は、前記超音波探触子にＢモード画像用及びＣモード画像用の駆動信号を出力し、
   前記受信部は、前記超音波探触子からＢモード画像用及びＣモード画像用の受信信号を取得し、
   前記内積値算出部は、前記Ｃモード画像用の受信信号のパケットデータと第１の正規直交基底との各次数の内積値を算出し、
   前記各次数の除去率からＣモード画像に対するＢモード画像の合成比率を算出する合成比率算出部と、
   前記パケットデータからＣモード画像データを生成するＣモード画像生成部と、
   前記Ｂモード画像用の受信信号からＢモード画像データを生成するＢモード画像生成部と、を備え、
   前記処理部は、前記算出された合成比率に応じて、前記Ｂモード画像データ及び前記Ｃモード画像データを合成して合成画像データを生成し、当該合成画像データの合成画像を前記表示部に表示する請求項３に記載の超音波診断装置。
6. Ｃモード画像の中心点の前記各次数の内積値と当該中心点の周辺領域の前記各次数の内積値との各次数の内積差分値を算出する内積差分値算出部を備え、
   前記変換関数設定部は、内積差分値を、クラッター成分を除去する除去率に変換するための変換関数を設定し、
   前記除去率算出部は、前記算出された各次数の内積差分値を前記設定された変換関数により各次数の除去率に変換する請求項１から５のいずれか一項に記載の超音波診断装置。
7. Ｃモード画像の中心点の前記各次数の内積値と当該中心点の周辺領域の前記各次数の内積値との内積差分値を算出する内積差分値算出部を備え、
   前記変換関数設定部は、内積値を、クラッター成分を除去する第１の除去率に変換するための第１の変換関数と、内積差分値を、クラッター成分を除去する第２の除去率に変換するための第２の変換関数とを設定し、
   前記除去率算出部は、前記算出された各次数の内積値を前記設定された第１の変換関数により各次数の第１の除去率に変換し、前記算出された各次数の内積差分値を前記設定された第２の変換関数により各次数の第２の除去率に変換し、当該第１の除去率及び当該第２の除去率から各次数の除去率を算出する請求項１から５のいずれか一項に記載の超音波診断装置。
8. 前記除去率算出部は、前記各次数の第１の除去率及び前記各次数の第２の除去率のうちの最大値を各次数の除去率とする請求項７に記載の超音波診断装置。
9. 前記各次数の除去率は、０から１までの値をとる請求項１から８のいずれか一項に記載の超音波診断装置。
10. 超音波を送受信する超音波探触子にＣモード画像用の駆動信号を出力する送信工程と、
    前記超音波探触子から受信信号を取得する受信工程と、
    前記受信信号のパケットデータと第１の正規直交基底との各次数の内積値を算出する内積値算出工程と、
    内積値を、クラッター成分を除去する除去率に変換するための変換関数を設定する変換関数設定工程と、
    前記算出された内積値を前記設定された変換関数により各次数の除去率に変換する除去率算出工程と、
    前記各次数の除去率に応じてＣモード画像の信号成分を除去した画像データを生成する処理工程と、を含む超音波画像生成方法。