JP4414270B2 - 速度分布像構成方法および超音波診断装置 - Google Patents

Description

本発明は、速度分布像構成方法および超音波診断装置に関し、特に、超音波エコー（ｅｃｈｏ）のドップラ（Ｄｏｐｐｌｅｒ）信号を利用して速度分布像を構成する方法および超音波診断装置に関する。

超音波診断装置では、超音波エコーのドップラ信号を自己相関演算して得られる出力値に基づいて血流の速度分布像を構成する。速度分布像は、ドップラ信号が所定の閾値以上のパワーを持つ画素によって構成される（例えば、特許文献１参照）。
特開平７−３０８３１８号公報（第３頁、図２）

上記のようにして構成された速度分布像の輪郭はパワーに関する２値画像の輪郭と同じになるので一般的に角張ったブロック（ｂｌｏｃｋ）状のものとなる。このため、輪郭付近で速度値が高いとき等には、輪郭のブロック性が強調されて不自然さが目立ってくる。

そこで、本発明の課題は、輪郭が角張らない速度分布像を構成する方法およびそのような画像構成を行う超音波診断装置を実現することである。

（１）上記の課題を解決するための請求項１に係る発明は、超音波エコーのドップラ信号を自己相関演算して得られる出力値に基づいて速度分布像を構成するにあたり、前記ドップラ信号が第１の閾値以上のパワーを持つ第１の種類の画素について自己相関演算の出力値に基づく速度を割り当て、前記ドップラ信号が前記第１の閾値未満のパワーを持ち前記第１の種類の画素に順次に連なり自己相関演算の虚数出力の絶対値が第２の閾値を超える画素について前記第１の種類の画素を先頭とする画素の連なりの後尾に向かって値が逓減する速度を割り当てる、ことを特徴とする速度分布像構成方法である。

（２）上記の課題を解決するための請求項２に係る発明は、前記値の逓減が定比である、ことを特徴とする請求項１に記載の速度分布像構成方法である。
（３）上記の課題を解決するための請求項３に係る発明は、前記速度が方向に対応したカラー情報を持つ、ことを特徴とする請求項１または請求項２に記載の速度分布像構成方法である。

（４）上記の課題を解決するための請求項４に係る発明は、前記速度が血流速度である、ことを特徴とする請求項１ないし請求項３のうちのいずれか１つに記載の速度分布像構成方法である。

（５）上記の課題を解決するための請求項５に係る発明は、超音波エコーのドップラ信号を自己相関演算して得られる出力値に基づいて速度分布像を構成する超音波診断装置であって、前記ドップラ信号が第１の閾値以上のパワーを持つ第１の種類の画素について自己相関演算の出力値に基づく速度を割り当てる第１の割り当て手段と、前記ドップラ信号が前記第１の閾値未満のパワーを持ち前記第１の種類の画素に順次に連なり自己相関演算の虚数出力の絶対値が第２の閾値を超える画素について前記第１の種類の画素を先頭とする画素の連なりの後尾に向かって値が逓減する速度を割り当てる第２の割り当て手段と、を具備することを特徴とする超音波診断装置である。

（６）上記の課題を解決するための請求項６に係る発明は、前記値の逓減が定比である、ことを特徴とする請求項５に記載の超音波診断装置である。
（７）上記の課題を解決するための請求項７に係る発明は、前記速度が方向に対応したカラー情報を持つ、ことを特徴とする請求項５または請求項６に記載の超音波診断装置である。

（８）上記の課題を解決するための請求項８に係る発明は、前記速度が血流速度である、ことを特徴とする請求項５ないし請求項７のうちのいずれか１つに記載の超音波診断装置である。

（１）請求項１に係る発明または請求項５に係る発明によれば、超音波エコーのドップラ信号を自己相関演算して得られる出力値に基づいて速度分布像を構成するにあたり、前記ドップラ信号が第１の閾値以上のパワーを持つ第１の種類の画素について自己相関演算の出力値に基づく速度を割り当て、前記ドップラ信号が前記第１の閾値未満のパワーを持ち前記第１の種類の画素に順次に連なり自己相関演算の虚数出力の絶対値が第２の閾値を超える画素について前記第１の種類の画素を先頭とする画素の連なりの後尾に向かって値が逓減する速度を割り当てるので、輪郭が角張らない速度分布像を構成する方法またはそのような画像構成を行う超音波診断装置を実現することができる。

（２）請求項２に係る発明または請求項６に係る発明によれば、前記値の逓減が定比であるので、輪郭部のグラデーションが自然な速度分布像を得ることができる。
（３）請求項３に係る発明または請求項７に係る発明によれば、前記速度が方向に対応したカラー情報を持つので、方向の識別が容易になる。

（４）請求項４に係る発明または請求項８に係る発明によれば、前記速度が血流速度であるので、血流の速度分布像を得ることができる。

以下、図面を参照して発明を実施するための最良の形態を詳細に説明する。なお、本発明は、発明を実施するための最良の形態に限定されるものではない。図１に超音波診断装置のブロック（ｂｌｏｃｋ）図を示す。本装置は発明を実施するための最良の形態の一例である。本装置の構成によって、超音波診断装置に関する本発明を実施するための最良の形態の一例が示される。本装置の動作によって、速度分布像構成方法に関する本発明を実施するための最良の形態の一例が示される。

図１に示すように、本装置は、超音波プローブ２（ｐｒｏｂｅ）を有する。超音波プローブ２は、図示しない複数の超音波トランスデューサ（ｔｒａｎｓｄｕｃｅｒ）のアレイ（ａｒｒａｙ）を有する。個々の超音波トランスデューサは例えばＰＺＴ（チタン（Ｔｉ）酸ジルコン（Ｚｒ）酸鉛）セラミックス（ｃｅｒａｍｉｃｓ）等の圧電材料によって構成される。超音波プローブ２は、操作者により撮影の対象４に当接して使用される。

超音波プローブ２は送受信部６に接続されている。送受信部６は、超音波プローブ２に駆動信号を与えて超音波を送波させる。送受信部６は、また、超音波プローブ２が受波したエコー信号を受信する。送受信部６のブロック図を図２に示す。同図に示すように、送受信部６は送波タイミング（ｔｉｍｉｎｇ）発生ユニット（ｕｎｉｔ）６０２を有する。送波タイミング発生ユニット６０２は、送波タイミング信号を周期的に発生して送波ビームフォーマ（ｂｅａｍｆｏｒｍｅｒ）６０４に入力する。送波タイミング信号の周期は後述の制御部１８により制御される。

送波ビームフォーマ６０４は、送波のビームフォーミング（ｂｅａｍｆｏｒｍｉｎｇ）を行うもので、送波タイミング信号に基づき、所定の方位の超音波ビームを形成するためのビームフォーミング信号を生じる。ビームフォーミング信号は、方位に対応した時間差が付与された複数の駆動信号からなる。ビームフォーミングは後述の制御部１８によって制御される。送波ビームフォーマ６０４は、送波ビームフォーミング信号を送受切換ユニット６０６に入力する。

送受切換ユニット６０６は、ビームフォーミング信号を超音波トランスデューサアレイに入力する。超音波トランスデューサアレイにおいて、送波アパーチャ（ａｐｅｒｔｕｒｅ）を構成する複数の超音波トランスデューサは、駆動信号の時間差に対応した位相差を持つ超音波をそれぞれ発生する。それら超音波の波面合成により、所定方位の音線に沿った超音波ビームが形成される。

送受切換ユニット６０６には受波ビームフォーマ６１０が接続されている。送受切換ユニット６０６は、超音波トランスデューサアレイ中の受波アパーチャが受波した複数のエコー信号を受波ビームフォーマ６１０に入力する。受波ビームフォーマ６１０は、送波の音線に対応した受波のビームフォーミングを行うもので、複数の受波エコーに時間差を付与して位相を調整し、次いでそれら加算して所定方位の音線に沿ったエコー受信信号を形成する。受波のビームフォーミングは後述の制御部１８により制御される。

超音波ビームの送波は、送波タイミング発生ユニット６０２が発生する送波タイミング信号により、所定の時間間隔で繰り返し行われる。それに合わせて、送波ビームフォーマ６０４および受波ビームフォーマ６１０により、音線の方位が所定量ずつ変更される。それによって、対象４の内部が、音線によって順次に走査される。このような構成の送受信部６は、例えば図３に示すような走査を行う。すなわち、放射点２００からｚ方向に延びる音線２０２で扇状の２次元領域２０６をθ方向に走査し、いわゆるセクタスキャン（ｓｅｃｔｏｒ ｓｃａｎ）を行う。

送波および受波のアパーチャを超音波トランスデューサアレイの一部を用いて形成するときは、このアパーチャをアレイに沿って順次移動させることにより、例えば図４に示すような走査を行うことができる。すなわち、放射点２００からｚ方向に発する音線２０２を直線状の軌跡２０４に沿って平行移動させることにより、矩形状の２次元領域２０６をｘ方向に走査し、いわゆるリニアスキャン（ｌｉｎｅａｒ ｓｃａｎ）を行う。

なお、超音波トランスデューサアレイが、超音波送波方向に張り出した円弧に沿って形成されたいわゆるコンベックスアレイ（ｃｏｎｖｅｘ ａｒｒａｙ）である場合は、リニアスキャンと同様な音線走査により、例えば図５に示すように、音線２０２の放射点２００を円弧状の軌跡２０４に沿って移動させ、扇面状の２次元領域２０６をθ方向に走査して、いわゆるコンベックススキャンが行える。

送受信部６はＢモード（ｍｏｄｅ）処理部１０およびドップラ処理部１２に接続されている。送受信部６から出力される音線ごとのエコー受信信号は、Ｂモード処理部１０およびドップラ処理部１２に入力される。

Ｂモード処理部１０はＢモード画像を形成するものである。Ｂモード処理部１０は、図６に示すように、対数増幅ユニット１０２と包絡線検波ユニット１０４を備えている。Ｂモード処理部１０は、対数増幅ユニット１０２でエコー受信信号を対数増幅し、包絡線検波ユニット１０４で包絡線検波して音線上の個々の反射点でのエコーの強度を表す信号、すなわちＡスコープ（ｓｃｏｐｅ）信号を得て、このＡスコープ信号の各瞬時の振幅をそれぞれ輝度値として、Ｂモード画像を形成する。

ドップラ処理部１２はドップラ計測データを形成するものである。ドップラ計測データには、後述する速度データ、分散データおよびパワーデータが含まれる。ドップラ処理部１２は、図７に示すように直交検波ユニット１２０、ＭＴＩフィルタ（ｍｏｖｉｎｇ ｔａｒｇｅｔ ｉｎｄｉｃａｔｉｏｎ ｆｉｌｔｅｒ）１２２、自己相関演算ユニット１２４、平均流速演算ユニット１２６、分散演算ユニット１２８およびパワー（ｐｏｗｅｒ）演算ユニット１３０を備えている。

ドップラ処理部１２は、直交検波ユニット１２０でエコー受信信号を直交検波し、ＭＴＩフィルタ１２２でＭＴＩ処理してエコーのドップラ信号を求める。また、自己相関演算ユニット１２４でＭＴＩフィルタ１２２の出力信号について自己相関演算を行い、平均流速演算ユニット１２６で自己相関演算結果から平均流速Ｖを求め、分散演算ユニット１２８で自己相関演算結果から流速の分散Ｔを求め、パワー演算ユニット１３０で自己相関演算結果からドップラ信号のパワーＰを求める。

これによって、対象４内で移動するエコー源、例えば血液等の平均流速Ｖとその分散Ｔおよびドップラ信号のパワーＰを表すそれぞれのデータが音線ごとに得られる。これらデータは、音線上の各点の平均流速、分散およびパワーを示す。以下、平均流速を単に速度という。なお、速度は音線方向の成分として得られる。また、超音波プローブ２に近づく方向と遠ざかる方向とが区別される。なお、エコー源は血液に限るものではなく、例えば血管等に注入されたマイクロバルーン（ｍｉｃｒｏ ｂａｌｌｏｏｎ）造影剤等であって良い。以下、血液の例で説明するがマイクロバルーン造影剤の場合も同様である。

Ｂモード処理部１０およびドップラ処理部１２は画像処理部１４に接続されている。画像処理部１４は、Ｂモード処理部１０およびドップラ処理部１２からそれぞれ入力されるデータに基づいて、それぞれＢモード画像およびドップラ画像を生成する。以下、ドップラ画像をフロー（ｆｌｏｗ）画像ともいう。

画像処理部１４は、図８に示すように、バス（ｂｕｓ）１４０によって接続された入力データメモリ（ｄａｔａ ｍｅｍｏｒｙ）１４２、ディジタル・スキャンコンバータ（ｄｉｇｉｔａｌ ｓｃａｎ ｃｏｎｖｅｒｔｅｒ）１４４、画像メモリ１４６およびプロセッサ（ｐｒｏｃｅｓｓｏｒ）１４８を備えている。

Ｂモード処理部１０およびドップラ処理部１２から音線ごとに入力されたＢモード画像およびドップラ計測データは、入力データメモリ１４２にそれぞれ記憶される。入力データメモリ１４２のデータは、ディジタル・スキャンコンバータ１４４で走査変換されて画像メモリ１４６に記憶される。プロセッサ１４８は、入力データメモリ１４２および画像メモリ１４６のデータについてそれぞれ所定のデータ処理を施す。

画像処理部１４には表示部１６が接続されている。表示部１６は、画像処理部１４から画像信号が与えられ、それに基づいて画像を表示するようになっている。なお、表示部１６は、カラー（ｃｏｌｏｒ）画像が表示可能なグラフィックディスプレー（ｇｒａｐｈｉｃ ｄｉｓｐｌａｙ）等で構成される。

以上の送受信部６、Ｂモード処理部１０、ドップラ処理部１２、画像処理部１４および表示部１６には制御部１８が接続されている。制御部１８は、それら各部に制御信号を与えてその動作を制御する。また、被制御の各部から各種の報知信号が入力される。

制御部１８の制御の下で、Ｂモード動作およびドップラモード動作が実行される。制御部１８には操作部２０が接続されている。操作部２０は操作者によって操作され、制御部１８に適宜の指令や情報を入力するようになっている。操作部２０は、例えばキーボード（ｋｅｙｂｏａｒｄ）やポインティングデバイス（ｐｏｉｎｔｉｎｇ ｄｅｖｉｃｅ）およびその他の操作具を備えた操作パネル（ｐａｎｅｌ）で構成される。

本装置の撮影動作を説明する。操作者は超音波プローブ２を対象４の所望の個所に当接し、操作部２０を操作して、例えばＢモードとドップラモードを併用した撮影動作を行う。これによって、制御部１８による制御の下で、Ｂモード撮影とドップラモード撮影が時分割で行われる。すなわち、例えばドップラモードのスキャンを所定回数行う度にＢモードのスキャンを１回行う割合で、Ｂモードとドップラモードの混合スキャンが行われる。

Ｂモードにおいては、送受信部６は、超音波プローブ２を通じて音線順次で対象４の内部を走査して逐一そのエコーを受信する。Ｂモード処理部１０は、送受信部６から入力されるエコー受信信号を対数増幅ユニット１０２で対数増幅し包絡線検波ユニット１０４で包絡線検波してＡスコープ信号を求め、それに基づいて音線ごとのＢモード画像を形成する。画像処理部１４は、Ｂモード処理部１０から入力される音線ごとのＢモード画像を入力データメモリ１４２に記憶する。これによって、入力データメモリ１４２内に、Ｂモード画像についての音線データ空間が形成される。

ドップラモードにおいては、送受信部６は超音波プローブ２を通じて音線順次で対象４の内部を走査して逐一そのエコーを受信する。その際、１音線当たり複数回の超音波の送波とエコーの受信が行われる。ドップラ処理部１２は、エコー受信信号を直交検波ユニット１２０で直交検波し、ＭＴＩフィルタ１２２でＭＴＩ処理し、自己相関演算ユニット１２４で自己相関を求め、自己相関結果から、平均流速演算ユニット１２６で平均流速を求め、分散演算ユニット１２８で分散を求め、パワー演算ユニット１３０でパワーを求める。

画像処理部１４は、ドップラ処理部１２から入力される音線ごとかつピクセルごとの各ドップラ計測データを入力データメモリ１４２に記憶する。これによって、入力データメモリ１４２内に、各ドップラ計測データについての音線データ空間が成される。

プロセッサ１４８は、入力データメモリ１４２のＢモード画像およびドップラ計測データをディジタル・スキャンコンバータ１４４でそれぞれ走査変換して画像メモリ１４６に書き込む。その際、ドップラ計測データは、速度に分散を加味したカラーフローマッピング（ＣＦＭ： ｃｏｌｏｒ ｆｌｏｗ ｍａｐｐｉｎｇ）画像およびパワードップラ（ＰＤＩ： ｐｏｗｅｒ Ｄｏｐｐｌｅｒ ｉｍａｇｉｎｇ）画像として書き込まれる。このとき、プロセッサ１４８は、ＣＦＭ画像について輪郭の角張をなくすための処理を施す。輪郭処理については後にあらためて説明する。

プロセッサ１４８は、Ｂモード画像、ＣＦＭ画像およびＰＤＩ画像を別々な領域に書き込む。Ｂモード画像は、音線走査面の体内組織の断層像を示すものとなる。ＣＦＭ画像は、音線走査面の血流速度等の２次元分布を示す画像となる。この画像では血流の方向に応じて表示色を異ならせる。また、速度に応じて表示色の輝度を異ならせる。また、分散に応じて所定の色の混色率を高め表示色の純度を変える。これによって、速度の大きさ、方向、分散が視認性良く表示される。ＰＤＩ画像は、音線走査面の血流等の存在を示す画像となる。表示色はＣＦＭ画像に用いる色とは異ならせる。信号強度に応じて表示色の輝度を変える。ＣＦＭ画像およびＰＤＩ画像はいずれもフロー画像となる。

これらの画像を表示部１６に表示させる場合には、例えばＢモード画像とＣＦＭ画像を重ね合わせて表示する。これにより、体内組織との位置関係が明確な血流速度分布像を観察することができる。また、Ｂモード画像とＰＤＩ画像を重ね合わせて表示する。この場合は、体内組織との位置関係が明確な血管走行状態を観察することができる。

ＣＦＭ画像の輪郭処理について説明する。図９に、輪郭処理を含むＣＦＭ画像作成に着目した画像処理部１４のブロック図を示す。同図に示すように、画像処理部１４は、速度分布像作成部４８２および空間フィルタリング部４８４を有する。これらはいずれも主にプロセッサ１４８の機能によって実現される。

速度分布像作成部４８２にはドップラ処理部１２から速度データＶとパワーデータＰが入力される。空間フィルタリング部４８４には、速度分布像作成部４８２の出力データとドップラ処理部１２の出力データＮが入力される。

出力データＮは自己相関演算ユニット１２４の出力データの虚数分である。出力データの虚数分は実数分とともに速度データＶの算出に関わる。以下、出力データＮを虚数データＮともいう。

図１０に、輪郭処理を含むＣＦＭ画像作成のフロー図を示す。これはプロセッサ１４８の動作を示す。同図に示すように、ステージ（ｓｔａｇｅ）１０１で、速度データＶ、パワーデータＰおよび虚数データＮを取り込む。これらデータの取込は画素ごとに行われる。

ステージ１０３で、パワーデータＰの値を判定する。パワーデータの値Ｐ（ｘ，ｙ）が閾値Ｐ＿Ｔｈ以上のときは、ステージ１０５でその画素に速度データＶを割り当てる。パワーデータの値Ｐ（ｘ，ｙ）が閾値Ｐ＿Ｔｈ未満のときは、ステージ１０７で、隣の画素のパワーデータＰの値を判定する。隣の方向は例えばｙ方向である。なお、隣の方向はｘ方向としてもよく、あるいは、ｘ，ｙ両方向としてもよい。以下、ｙ方向の例で説明するがそれ以外の方向としたときも同様である。

ステージ１０７では、ｙ方向における隣の画素のパワーデータＰ（ｘ，ｙ−１）またはＰ（ｘ，ｙ＋１）が閾値Ｐ＿Ｔｈ以上か否かが判定される。パワーデータＰ（ｘ，ｙ−１）またはＰ（ｘ，ｙ＋１）が閾値Ｐ＿Ｔｈ以上でない（ｅｌｓｅ）ときは、ステージ１０９で、その画素に速度０を割り当てる。

このような処理により、閾値Ｐ＿Ｔｈ以上のパワーを持つ画素だけに速度データＶが割り当てるられる。これによって、例えば図１１の（ａ）に示すようなＣＦＭ画像が作成される。同図では、速度データＶが割り当てられた画素をグレイ（ｇｒａｙ）で表し、０が割り当てられた画素を黒で表す。ここまでの処理は、速度分布像作成部４８２によって行われる。速度分布像作成部４８２は、本発明における第１の割り当て手段の一例である。

ステージ１０７で、ｙ方向における隣の画素のパワーデータＰ（ｘ，ｙ−１）またはＰ（ｘ，ｙ＋１）が閾値Ｐ＿Ｔｈ以上であると判定されたときは、現在処理中の画素がＣＦＭ画像の輪郭画素の隣の画素であるということになる。すなわち、現在処理中の画素は、例えば図１１の（ｂ）に示すように、輪郭画素（ｘ０，ｙ０）の隣の画素（ｘ，ｙ）であるということになる。そのような場合は、ステージ１１１で、輪郭画素（ｘ０，ｙ０）の速度符号をチェック（ｃｈｅｃｋ）する。

次に、ステージ１１３で、虚数データＮを用いて補正領域を検出する。なお、補正領域とは、パワーが閾値Ｐ＿Ｔｈ未満であることにより本来は速度０が割り当てられるべきであるが、ＣＦＭ画像の輪郭に接していることにより速度の復活を図る領域である。

補正領域の検出は、虚数データＮの絶対値ａｂｓ（Ｎ）が閾値Ｎ＿Ｔｈより大きいか否かを判定し、大きい場合はその画素を補正領域の画素であるとし、そのような画素が連続する範囲を補正領域とする。このようにして検出された補正領域を、図１１の（ｃ）に、やや濃いグレイの画素で示す。

虚数データＮの絶対値ａｂｓ（Ｎ）が閾値Ｎ＿Ｔｈより大きいということは、その画素がある速度を表す画素である可能性が高いことを意味している。したがって、そのような画素が連続する領域について速度の復活を図ることは意味のあることである。

また、補正領域の検出に虚数データＮを利用することは、このデータが、実数データの値が小さいときの速度データまたは実数データそのものに比べて、速度の本来の特性をより良く表す点で好ましい。

次に、ステージ１１５で、補正対象の速度符号をチェックする。補正対象は補正領域における各画素である。このチェックの結果、輪郭画素の速度符号と異なる符号を持つものは補正対象から除外される。

次に、ステージ１１７で補正速度を計算する。補正速度計算は次式によって行われる。

ここで、ＳＦ（ｙ）は係数すなわちスムージングファクタ（ｓｍｏｏｔｈｉｎｇ ｆａｃｔｏｒ）である。係数ＳＦ（ｙ）は、輪郭画素からのｙ方向の距離に応じて逓減する関数である。逓減は例えば定比的逓減である。

上式に示すように、補正対象画素の速度Ｖ（ｘ０，ｙ０±ｙ）が輪郭画素の速度Ｖ（ｘ０，ｙ０）より大きいときは、輪郭画素の速度Ｖ（ｘ０，ｙ０）に係数ＳＦ（ｙ）を乗じた値をその画素の補正後の速度Ｖｃ（ｘ０，ｙ０±ｙ）とする。

また、補正対象画素の速度Ｖ（ｘ０，ｙ０±ｙ）が輪郭画素の速度Ｖ（ｘ０，ｙ０）以下のときは、補正対象画素の速度Ｖ（ｘ０，ｙ０±ｙ）に係数ＳＦ（ｙ）を乗じた値をその画素の補正後の速度Ｖｃ（ｘ０，ｙ０±ｙ）とする。

このような補正済みの速度が、ステージ１１９で、各画素に割り当てられる。これによって、例えば図１１の（ｄ）に示すようなＣＦＭ画像が得られる。同図に示すように、このＣＦＭ画像は、閾値以上のパワーを持つ単純な輪郭の像について、より微細な輪郭を復元したものとなる。

また、復元部分においては速度値が像の外側に向かって次第に減少するので、輪郭のぼかし効果が生じ、従来のように輪郭が際だつこともない。以上のような、ステージ１０７からステージ１１９までの処理は、空間フィルタリング部４８４によって行われる。空間フィルタリング部４８４は、本発明における第２の割り当て手段の一例である。

図１２に、本装置によって得られたＣＦＭ画像の実例を比較例とともに示す。同図において、向かって右側が本装置によって得られたＣＦＭ画像であり、左側が従来の技法によって得られたＣＦＭ画像である。ただし、実際はカラー画像であるがモノクローム（ｍｏｎｏｃｈｒｏｍｅ）の写真で示す。同図に示すように、本装置によって得られたＣＦＭ画像は、輪郭の角張がなくかつ輪郭部のグラデーション（ｇｒａｄａｔｉｏｎ）が自然になる。

本発明を実施するための最良の形態の一例の超音波診断装置のブロック図である。 送受信部のブロック図である。 音線走査の概念を示す図である。 音線走査の概念を示す図である。 音線走査の概念を示す図である。 Ｂモード処理部のブロック図である。 ドップラ処理部のブロック図である。 画像処理部のブロック図である。 画像処理部の別な観点でのブロック図である。 画像処理部の動作のフローチャートである。 輪郭処理中の画像を示す図である。 表示画像の一例を中間調の写真で示す図である。

符号の説明

２ 超音波プローブ
６ 送受信部
１０ Ｂモード処理部
１２ ドップラ処理部
１４ 画像処理部
１６ 表示部
１８ 制御部
２０ 操作部
４８２ 速度分布像作成部
４８４ 空間フィルタリング部

Claims (8)

1. 超音波エコーのドップラ信号を自己相関演算して得られる出力値に基づいて速度分布像を構成するにあたり、
   前記ドップラ信号が第１の閾値以上のパワーを持つ第１の種類の画素について自己相関演算の出力値に基づく速度を割り当て、
   前記ドップラ信号が前記第１の閾値未満のパワーを持ち前記第１の種類の画素に順次に連なり自己相関演算の虚数出力の絶対値が第２の閾値を超える画素について前記第１の種類の画素を先頭とする画素の連なりの後尾に向かって値が逓減する速度を割り当てる、
   ことを特徴とする速度分布像構成方法。
2. 前記値の逓減が定比である、
   ことを特徴とする請求項１に記載の速度分布像構成方法。
3. 前記速度が方向に対応したカラー情報を持つ、
   ことを特徴とする請求項１または請求項２に記載の速度分布像構成方法。
4. 前記速度が血流速度である、
   ことを特徴とする請求項１ないし請求項３のうちのいずれか１つに記載の速度分布像構成方法。
5. 超音波エコーのドップラ信号を自己相関演算して得られる出力値に基づいて速度分布像を構成する超音波診断装置であって、
   前記ドップラ信号が第１の閾値以上のパワーを持つ第１の種類の画素について自己相関演算の出力値に基づく速度を割り当てる第１の割り当て手段と、
   前記ドップラ信号が前記第１の閾値未満のパワーを持ち前記第１の種類の画素に順次に連なり自己相関演算の虚数出力の絶対値が第２の閾値を超える画素について前記第１の種類の画素を先頭とする画素の連なりの後尾に向かって値が逓減する速度を割り当てる第２の割り当て手段と、
   を具備することを特徴とする超音波診断装置。
6. 前記値の逓減が定比である、
   ことを特徴とする請求項５に記載の超音波診断装置。
7. 前記速度が方向に対応したカラー情報を持つ、
   ことを特徴とする請求項５または請求項６に記載の超音波診断装置。
8. 前記速度が血流速度である、
   ことを特徴とする請求項５ないし請求項７のうちのいずれか１つに記載の超音波診断装置。