JP5972561B2 - 超音波診断装置、画像処理装置及び画像処理プログラム - Google Patents

Description

本発明の実施形態は、超音波診断装置、画像処理装置及び画像処理プログラムに関する。

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

カラードプラ画像は、カラーフローマッピング（ＣＦＭ：Color Flow Mapping）法により撮像される超音波画像である。ＣＦＭ法では、観察部位や診断部位を含む領域（２次元領域や３次元領域）において、超音波の送受信が複数の走査線上で行なわれる。そして、ＣＦＭ法では、ＭＴＩ(Moving Target Indicator)フィルタにより反射波データから組織の動きに由来する周波数成分を除去して血流成分のデータを抽出し、血流成分のデータに対して自己相関法による周波数解析を行なうことで、血流の速度、血流の分散、血流のパワーを演算する。カラードプラ画像は、かかる演算結果の分布を２次元でカラー表示した超音波画像である。また、ＣＦＭ法では、低流速の血流の検出能を向上させるための交互スキャンと呼ばれる方法や、高いフレームレートでカラードプラ画像を撮像可能な方法が知られている。

一方、ドプラ波形は、連続波（ＣＷ：Continuous Wave）ドプラ法やパルス波（ＰＷ：Pulsed Wave）ドプラ法により収集されるデータである。ＣＷＤ法やＰＷＤ法では、観察部位や診断部位を含む１本の走査線において、超音波の送受信が時系列に沿って行なわれる。ＣＷＤ法では、時系列に沿った反射波データから、ＭＴＩフィルタと同様のフィルタ特性を有するＨＰＦ（High Pass Filter）により、走査線上の血流成分のデータが抽出される。また、ＰＷＤ法では、１本の走査線において設定されたサンプルボリューム（レンジゲートとも呼ばれる）における時系列に沿った反射波データから、走査線上のサンプルボリューム（例えば、１点）の血流成分のデータが抽出される。

ＣＷＤ法やＰＷＤ法では、かかる血流成分のデータに対して高速フーリエ変換（ＦＦＴ：Fast Fourier Transform）法による周波数解析を行なうことで、血流情報（血流の速度、血流の分散、血流のパワー）を演算する。ＣＷＤ法では、走査線上の平均血流情報が出力され、ＰＷドプラ法では、走査線上のサンプルボリュームの血流情報が出力される。ドプラ波形は、かかる演算結果の情報が時系列に沿ってプロットされた波形の画像である。ドプラ波形の表示は、ＦＦＴ表示とも呼ばれる。

ＦＦＴ表示では、走査線が１本であることから、１次元の関心領域における血流動態を正確に時間分解能良く観測することができる。しかし、２次元又は３次元の関心領域における血流動態は、ＦＦＴ表示では観察できない。

特許第１８９１９１７号明細書 特許第３７２４８４６号公報

本発明が解決しようとする課題は、２次元又は３次元の関心領域における血流動態を正確に時間分解能良く観測することができる超音波診断装置、画像処理装置及び画像処理プログラムを提供することである。

実施形態の超音波診断装置は、処理部と、画像生成部と、検出部と、制御部とを備える。処理部は、１フレームの走査範囲を形成する複数の走査線で超音波送受信を行なうことにより収集された複数フレーム分の２次元又は３次元の反射波データをフレーム間で比較することで、前記走査範囲の時系列に沿った２次元又は３次元の血流情報を取得する。画像生成部は、前記走査範囲の時系列に沿った２次元又は３次元の血流情報から時系列に沿ったパワー画像を生成する。検出部は、前記時系列に沿ったパワー画像の間で、予め設定された２次元又は３次元の関心領域内の複数点それぞれのスペックルの時系列に沿った速度ベクトルを検出する。制御部は、前記複数点それぞれのスペックルの時系列に沿った速度ベクトルの代表値を時系列に沿ってプロットした時間変化曲線、又は、前記時間変化曲線を画像化した時間変化画像を、移動情報データとして前記画像生成部に生成させ、所定の表示部に表示させる。

図１は、第１の実施形態に係る超音波診断装置の構成例を説明するための図である。 図２は、第１の実施形態に係る超音波診断装置が実行する各種カラーフローマッピング法の走査形態を説明するための図である。 図３は、第１の実施形態に係るＣＦＭ処理部の処理の一例を説明するための図である。 図４は、第１の実施形態に係る検出部の処理の一例を説明するための図（１）である。 図５は、第１の実施形態に係る検出部の処理の一例を説明するための図（２）である。 図６は、第１の実施形態に係る検出部の処理の一例を説明するための図（３）である。 図７は、第１の実施形態に係る制御部により表示される移動情報データの具体例を説明するための図（１）である。 図８は、第１の実施形態に係る制御部により表示される移動情報データの具体例を説明するための図（２）である。 図９は、第１の実施形態に係る制御部により表示される移動情報データの具体例を説明するための図（３）である。 図１０は、第１の実施形態に係る制御部により表示される移動情報データの具体例を説明するための図（４）である。 図１１は、第１の実施形態において複数の関心領域が設定される場合に表示される移動情報データの一例を説明するため図である。 図１２は、第１の実施形態に係る超音波診断装置の処理を説明するためのフローチャートである。 図１３は、ドプラ波形生成におけるＰＷＤ処理部及び画像生成部の処理を説明するための図である。 図１４は、第２の実施形態に係る画像処理部が実行する処理手順の一例を説明するための図（１）である。 図１５は、第２の実施形態に係る画像処理部が実行する処理手順の一例を説明するための図（２）である。 図１６は、第２の実施形態に係る画像処理部が実行する処理手順の一例を説明するための図（３）である。 図１７は、第２の実施形態に係る画像処理部が実行する処理手順の一例を説明するための図（４）である。 図１８は、第２の実施形態に係る超音波診断装置の処理を説明するためのフローチャートである。 図１９は、第３の実施形態を説明するための図（１）である。 図２０は、第３の実施形態を説明するための図（２）である。 図２１は、第３の実施形態に係る超音波診断装置の処理を説明するためのフローチャートである。

以下、添付図面を参照して、超音波診断装置の実施形態を詳細に説明する。

（第１の実施形態）
まず、第１の実施形態に係る超音波診断装置の構成例について説明する。図１は、第１の実施形態に係る超音波診断装置の構成例を説明するための図である。図１に示すように、第１の実施形態に係る超音波診断装置は、超音波プローブ１と、モニタ２と、入力装置３と、装置本体１０とを有する。

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

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

なお、第１の実施形態は、複数の圧電振動子が一列で配置された１次元超音波プローブである超音波プローブ１により、被検体Ｐを２次元でスキャンする場合であっても、１次元超音波プローブの複数の圧電振動子を機械的に揺動する超音波プローブ１や複数の圧電振動子が格子状に２次元で配置された２次元超音波プローブである超音波プローブ１により、被検体Ｐを３次元でスキャンする場合であっても、適用可能である。ここで、１次元超音波プローブは、１本の走査線により、被検体Ｐを１次元で走査することも可能である。また、２次元超音波プローブは、超音波を集束して送信することで、被検体Ｐを２次元で走査することも可能である。

また、第１の実施形態に係る超音波診断装置は、後述するように、カラードプラ画像の撮像を行なうことができる。また、第１の実施形態に係る超音波診断装置は、後述するように、Ｂモード画像やカラードプラ画像、Ｂモード画像の一部にカラードプラ画像が重畳された画像に設定されたサンプルボリュームにおけるドプラ波形の収集を行なうことができる。このため、超音波プローブ１は、収集する画像の種別に応じて、例えば、カラーフローマッピング（ＣＦＭ：Color Flow Mapping）法を行なうための超音波プローブ１から、連続波（ＣＷ：Continuous Wave）ドプラ法やパルス波（ＰＷ：Pulsed Wave）ドプラ法を行なうための超音波プローブ１に取り替えられる場合もある。なお、上記のサンプルボリュームは、レンジゲートとも呼ばれる場合もある。

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

例えば、入力装置３は、後述する画像処理部１５が画像処理を行なうための関心領域（ＲＯＩ：Region Of Interest）の設定を、操作者から受け付ける。なお、第１の実施形態において、入力装置３が受け付ける関心領域については、後に詳述する。

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

装置本体１０は、超音波プローブ１が受信した反射波に基づいて超音波画像を生成する装置である。装置本体１０は、図１に示すように、送受信部１１と、フレームバッファ１２と、Ｂモード処理部１３と、ドプラ処理部１４と、画像処理部１５と、画像メモリ１６と、制御部１７と、内部記憶部１８とを有する。

送受信部１１は、トリガ発生回路、送信遅延回路及びパルサ回路等を有し、超音波プローブ１に駆動信号を供給する。パルサ回路は、所定の繰り返し周波数（ＰＲＦ：Pulse Repetition Frequency）で送信超音波を形成するためのレートパルスを繰り返し発生する。なお、ＰＲＦは、レート周波数とも呼ばれる。また、送信遅延回路は、超音波プローブ１から発生される超音波をビーム状に集束して送信指向性を決定するために必要な圧電振動子ごとの送信遅延時間を、パルサ回路が発生する各レートパルスに対し与える。また、トリガ発生回路は、レートパルスに基づくタイミングで、超音波プローブ１に駆動信号（駆動パルス）を印加する。すなわち、送信遅延回路は、各レートパルスに対し与える送信遅延時間を変化させることで、圧電振動子面からの送信方向を任意に調整する。

なお、送受信部１１は、後述する制御部１７の指示に基づいて、所定のスキャンシーケンスを実行するために、送信周波数、送信駆動電圧等を瞬時に変更可能な機能を有している。特に、送信駆動電圧の変更は、瞬間にその値を切り替え可能なリニアアンプ型の発信回路、又は、複数の電源ユニットを電気的に切り替える機構によって実現される。

また、送受信部１１は、アンプ回路、Ａ／Ｄ変換器、受信遅延回路、加算器、直交検波回路等を有し、超音波プローブ１が受信した反射波信号に対して各種処理を行なって反射波データを生成する。アンプ回路は、反射波信号をチャンネルごとに増幅してゲイン補正処理を行なう。Ａ／Ｄ変換器は、ゲイン補正された反射波信号をＡ／Ｄ変換する。受信遅延回路は、デジタルデータに対して、受信指向性を決定するために必要な受信遅延時間を与える。加算器は、受信遅延回路によって処理された反射波信号の加算処理を行なう。加算器の加算処理により、反射波信号の受信指向性に応じた方向からの反射成分が強調される。そして、直交検波回路は、加算器の出力信号をベースバンド帯域の同相信号（Ｉ信号、Ｉ：In-pahse）と直交信号（Ｑ信号、Ｑ：Quadrature-phase）とに変換する。そして、直交検波回路は、Ｉ信号及びＱ信号（以下、Ｉ／Ｑ信号と記載する）を反射波データとして後段のフレームバッファ１２に格納する。このように、送受信部１１は、超音波の送受信における送信指向性と受信指向性とを制御する。

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

なお、１フレーム分のＩ／Ｑ信号とは、例えば、１枚の超音波画像を生成するための反射波データのことであり、送受信部１１は、複数の走査線（スキャンライン）で形成される走査範囲にて超音波送受信を超音波プローブ１に行なわせることで、１フレーム分のＩ／Ｑ信号を生成する。

Ｂモード処理部１３は、フレームバッファ１２から送受信部１１が生成した反射波データ（Ｉ／Ｑ信号）を読み出し、読み出した反射波データに対して、対数増幅、包絡線検波処理、対数圧縮等を行なって、信号強度が輝度の明るさで表現されるデータ（Ｂモードデータ）を生成する。

ドプラ処理部１４は、フレームバッファ１２から送受信部１１が生成した反射波データ（Ｉ／Ｑ信号）を読み出し、読み出した反射波データを周波数解析することで、ドプラ偏移（ドプラシフト周波数）を抽出し、ドプラ偏移を用いることで、ドプラ効果による血流や組織、造影剤エコー成分を抽出し、平均速度、分散、パワー等の移動体情報を多点又は１点について抽出したデータ（ドプラデータ）を生成する。

具体的には、ドプラ処理部１４は、図１に示すように、ＣＦＭ処理部１４ａとＰＷＤ処理部１４ｂとを有する。ＣＦＭ処理部１４ａは、カラードプラ画像を生成するためのドプラデータをＣＦＭ法により生成する処理部である。ＣＦＭ処理部１４ａは、走査範囲内にある血流の移動体情報（血流情報）を、自己相関法で取得する。

また、ＰＷＤ処理部１４ｂは、ドプラ波形を生成するためのドプラデータをＰＷＤ法により生成する処理部である。ＰＷＤ処理部１４ｂは、サンプルボリューム内にある血流の移動体情報（血流情報）を、周波数解析を行なうことで取得する。例えば、ＰＷＤ処理部１４ｂは、サンプルボリューム内にある血流の移動体情報（血流情報）を、高速フーリエ変換（ＦＦＴ：Fast Fourier Transform）法による周波数解析を行なうことで取得する。なお、ＰＷＤ処理部１４ｂは、ドプラ波形を生成するためのドプラデータをＣＷＤ法により生成する処理部として機能することが可能である。また、ドプラ波形を生成できるドプラデータが取得できるのであれば、ＰＷＤ処理部１４ｂが行なう周波数解析は、高速フーリエ変換法以外の方法であっても良い。

なお、ＣＦＭ処理部１４ａが行なう処理やＰＷＤ処理部１４ｂが行なう処理については、後に詳述する。また、ドプラ処理部１４は、組織ドプラ法を行なうための処理部を有する場合であっても良い。

画像処理部１５は、Ｂモード処理部１３及びドプラ処理部１４が生成したデータを用いて表示用の画像データを生成し、生成した画像データに対して画像処理を行なう処理部である。図１に示す画像処理部１５は、画像生成部１５ａ及び検出部１５ｂを有する。

画像生成部１５ａは、Ｂモード処理部１３及びＣＦＭ処理部１４ａが生成したデータから超音波画像を生成する。すなわち、画像生成部１５ａは、Ｂモード処理部１３が生成したＢモードデータから反射波の強度を輝度にて表したＢモード画像を生成する。また、画像生成部１５ａは、ＣＦＭ処理部１４ａが生成したドプラデータから移動体情報（血流情報）を表す速度画像、分散画像、パワー画像、又は、これらの組み合わせ画像としてのカラードプラ画像を生成する。例えば、画像生成部１５ａは、パワーの値に応じて色調を赤色系で変化させたパワー画像を生成する。なお、画像生成部１５ａは、カラー表示用のカラードプラ画像以外にも、例えば、パワーの値に応じて輝度をグレースケールで変化させたグレースケールのパワー画像を生成することも可能である。

以下では、ＣＦＭ処理部１４ａが生成したデータから画像生成部１５ａが生成するカラードプラ画像等の画像を「血流画像」と記載する。

更に、画像生成部１５ａは、ＰＷＤ処理部１４ｂが生成したドプラデータから、血流の速度情報を時系列に沿ってプロットしたドプラ波形を生成する。具体的には、画像生成部１５ａは、サンプルボリューム内の血流の速度を縦軸とし、時間を横軸とする時間変化曲線を生成する。そして、画像生成部１５ａは、サンプルボリューム内の血流の分散値に応じて縦軸方向の幅を設定し、サンプルボリューム内の血流のパワー値に応じて輝度値を設定することで、ドプラ波形を生成する。

ここで、画像生成部１５ａは、一般的には、超音波走査の走査線信号列を、テレビ等に代表されるビデオフォーマットの走査線信号列に変換（スキャンコンバート）し、表示用画像としての超音波画像（Ｂモード画像や血流画像）を生成する。具体的には、画像生成部１５ａは、超音波プローブ１による超音波の走査形態に応じた座標変換を行なうことで、表示用画像としての超音波画像を生成する。また、画像生成部１５ａは、スキャンコンバート以外にも、種々の画像処理として、例えば、スキャンコンバート後の複数の画像フレームを用いて、輝度の平均値画像を再生成する画像処理（平滑化処理）や、画像内で微分フィルタを用いる画像処理（エッジ強調処理）等を行なう。

なお、画像生成部１５ａは、２次元で超音波送受信が行なわれた場合、座標変換を行なうことで、表示用画像としての２次元Ｂモード画像や２次元血流画像を生成する。また、画像生成部１５ａは、３次元で超音波送受信が行なわれた場合、ボリュームデータ（３次元Ｂモード画像や３次元血流画像）を生成し、各種レンダリング処理により、ボリュームデータからモニタ２に表示するための２次元画像を生成する。

また、画像生成部１５ａは、各種画像に、種々のパラメータの文字情報、目盛り、ボディーマーク等を合成した合成画像を生成する。また、画像生成部１５ａは、Ｂモード画像とカラードプラ画像との重畳画像等、各種画像を重畳した重畳画像を生成したり、各種画像を並列表示するための画像を生成したりする。

図１に示す検出部１５ｂは、画像生成部１５ａが生成した画像データに対して画像処理を行なう処理部である。具体的には、検出部１５ｂは、画像内のスペックルを追跡するスペックルトラッキング（Speckle Tracking）を行なう。なお、第１の実施形態で、検出部１５ｂが行なう処理内容については、後に詳述する。

画像メモリ１６は、画像生成部１５ａが生成した各種データを記憶するメモリである。また、画像メモリ１６は、Ｂモード処理部１３やドプラ処理部１４が生成したデータ（生データ）を記憶することも可能である。また、画像メモリ１６は、必要に応じて、フレームバッファ１２が保持するデータを記憶することも可能である。

内部記憶部１８は、超音波送受信、画像処理及び表示処理を行なうための制御プログラムや、診断情報（例えば、患者ＩＤ、医師の所見等）や、診断プロトコルや各種ボディーマーク等の各種データを記憶する。また、内部記憶部１８は、必要に応じて、画像メモリ１６が記憶するデータの保管等にも使用される。また、内部記憶部１８が記憶するデータは、図示しないインターフェースを経由して、外部の周辺装置へ転送することができる。

制御部１７は、超音波診断装置の処理全体を制御する。具体的には、制御部１７は、入力装置３を介して操作者から入力された各種設定要求や、内部記憶部１８から読込んだ各種制御プログラム及び各種データに基づき、送受信部１１、Ｂモード処理部１３、ドプラ処理部１４、画像処理部１５の処理を制御する。また、制御部１７は、画像メモリ１６が記憶するデータや、操作者が各種処理を指定するためのＧＵＩ等をモニタ２にて表示するように制御する。なお、ＰＷＤ法やＤＷＤ法でドプラ波形を表示することは、「ＦＦＴ表示」とも呼ばれる。また、ＣＦＭ法で血流画像（カラードプラ画像）を表示することを、以下、カラードプラ表示と記載する。

以上、第１の実施形態に係る超音波診断装置の全体構成について説明した。かかる構成のもと、第１の実施形態に係る超音波診断装置は、ＣＦＭ法により血流画像を生成する。ここで、第１の実施形態に係る超音波診断装置は、図２に例示する様々な走査形態により様々なＣＦＭ法を実行することができる。図２は、第１の実施形態に係る超音波診断装置が実行する各種カラーフローマッピング法の走査形態を説明するための図である。

従来のカラードプラ表示では、１本の走査線（スキャンライン）に対して、２回以上に渡って超音波の送受信が行なわれる。以下、従来のカラードプラ表示で行なわれるＣＦＭ法を「従来のＣＦＭ法」と記載する。従来のＣＦＭ法では、同一方向で超音波の送受信を複数回繰り返し、これら複数回のデータ（反射波データ）を一塊のパケットとし、パケット内で閉じた処理を行なって、１パケットにつき１つのデータ（ドプラデータ）を出力する。１フレーム内の走査線数を「Ｍ」、１本の走査線当たりで行なわれる送受信回数に対応するパケットサイズを「Ｎ」、繰り返し周波数を「ＰＲＦ」とすると、Ｂモード用のスキャンを行なわない場合であっても、従来のＣＦＭ法では、フレームレート「Ｆｒ」は、以下の式（１）で示される。

「ＰＲＦ＝５０００（Ｈｚ）、Ｍ＝５０、Ｎ＝１０」とすると、式（１）により、フレームレートは、１０ｆｐｓ（frame per second）となる。すなわち、従来のＣＦＭ法では、パケットサイズ「Ｎ」が増加するにつれ、フレームレートが遅くなる。

図２の（Ａ）は、「Ｍ＝１３、Ｎ＝８」として、従来のＣＦＭ法で行なわれる走査形態を示した図である。なお、以下では、図２に示す１３本の走査線を右から左に向かってＬ１〜Ｌ１３とする。図２の（Ａ）に示す一例では、Ｌ１で「１回目、２回目、・・・、８回目」の超音波送受信が行なわれ、Ｌ２で「９回目、１０回目、・・・、１６回目」の超音波送受信が行なわれ、Ｌ３で「１７回目、１８回目、・・・、２４回目」の超音波送受信が行なわれ、Ｌ４で「２５回目、２６回目、・・・、３２回目」の超音波送受信が行なわれる。そして、図２の（Ａ）に示す一例では、Ｌ５で「３３回目、３４回目、・・・、４０回目」の超音波送受信が行なわれ、Ｌ６で「４１回目、４２回目、・・・、４８回目」の超音波送受信が行なわれ、Ｌ７で「４９回目、５０回目、・・・、５６回目」の超音波送受信が行なわれ、Ｌ８で「５７回目、５８回目、・・・、６４回目」の超音波送受信が行なわれる。同様に、Ｌ９〜Ｌ１３の超音波送受信が行なわれる。

一方、従来のＣＦＭ法より低流速検出能を向上させるＣＦＭ法として、交互スキャンと呼ばれる方法が実用化されている。ここで、超音波の音速を「Ｃ」、受信中心周波数を「ｆ_０」とすると、折り返しを起こさない最大検出可能流速（折り返し速度）である「Ｖ_ｍａｘ」は、以下の式（２）で示される。

同じ特性のＭＴＩ(Moving Target Indicator)フィルタを使用する場合には、折り返し速度が小さい方が、低流速検出能が上がる。交互スキャン法では、複数の走査線を１つのブロックとし、ブロック内で交互に超音波送受信が行なわれる。ブロック内の走査線数（ラスタ数）を「Ｌ」とすると、ブロック内の全パケットのデータが出力されるための時間は、従来のＣＦＭ法より「Ｌ」倍となる。このため、ラスタ数「Ｌ」の交互スキャン法では、「Ｖ_ｍａｘ」は、以下の式（３）で示される。

図２の（Ｂ）は、「Ｍ＝１３、Ｎ＝８、Ｌ＝４」として、交互スキャン法で行なわれる走査形態を示した図である。「Ｎ＝８、Ｌ＝４」の場合の交互スキャン法では、４本の走査線それぞれに対する１回の超音波送受信が、４本の走査線の中で交互に８回繰り返されることで、１ブロック当たり合計３２回の超音波送受信が行なわれる。例えば、「Ｌ１〜Ｌ４」を「Ｂｌｏｃｋ１」とし、「Ｌ５〜Ｌ８」を「Ｂｌｏｃｋ２」として説明する。かかる場合、「Ｂｌｏｃｋ１」では、１回目から４回目の超音波送受信が「Ｌ１、Ｌ２、Ｌ３、Ｌ４」の順に行なわれ、５回目から８回目の超音波送受信が「Ｌ１、Ｌ２、Ｌ３、Ｌ４」の順に行なわれ、最後に２９回目から３２回目の超音波送受信が「Ｌ１、Ｌ２、Ｌ３、Ｌ４」の順に行なわれる。また、「Ｂｌｏｃｋ２」では、３３回目から３６回目の超音波送受信が「Ｌ５、Ｌ６、Ｌ７、Ｌ８」の順に行なわれ、３７回目から４０回目の超音波送受信が「Ｌ５、Ｌ６、Ｌ７、Ｌ８」の順に行なわれ、最後に６１回目から６４回目の超音波送受信が「Ｌ５、Ｌ６、Ｌ７、Ｌ８」の順に行なわれる。

ただし、フレームレートは、「ＰＲＦ、Ｍ、Ｎ」の値が同じであるならば、従来のＣＦＭ法と交互スキャン法とでは同じである。

以下、改めて、上述した従来のＣＦＭ法や交互スキャン法で実際に行われる処理を説明して、フレームレートが式（１）となる理由を説明する。ＣＦＭ法では、組織の動きに由来する周波数成分をＭＴＩフィルタによって除去することで反射波データから血流成分のデータを抽出する。そして、ＣＦＭ法では、抽出したデータから自己相関法により「速度・分散・パワー」を演算して、演算結果の２次元分布を表示する。従来のＣＦＭ法や交互スキャン法では、同一のラスタに対して複数回の送受信を行う。

同一のラスタ上の同一地点の受信データ（反射波データ）の集まりをパケットと呼び、このパケットに対して、ＣＦＭ処理部１４ａは、ＭＴＩフィルタ処理、自己相関演算、「速度・分散・パワー推定」といった処理を行う。ここで、パケットのサイズは、通常、「６〜２０」とされる。ＣＦＭ処理部１４ａは、最終的に、パケット内で１組の「速度・分散・パワー」のデータを生成する。ＣＦＭ処理部１４ａは、かかる処理を２次元空間に渡って行なうことで、２次元のドプラデータを生成する。また、例えば、メカニカルスキャンプローブにより３次元走査が行なわれる場合、ＣＦＭ処理部１４ａは、かかる２次元空間の処理を複数枚に渡って行なうことで、３次元のドプラデータを生成する。これにより、血流画像の表示が行なわれる。

このように、従来のＣＦＭ法や交互スキャン法では、パケット単位で１組のデータを生成する。更に、ＣＦＭ法が行なわれる際、超音波プローブ１は、Ｂモード画像に血流画像を重畳するためのＢモード用のスキャンも行なう。これら２つの理由により、血流のフレームレートは、５〜３０ｆｐｓのように、遅いフレームレートとなる。従来のＣＦＭ法や交互スキャン法では、このような時間分解能の制約のために、瞬時の血流動態が描出された血流画像の生成表示が困難であった。

そこで、フレームレートを向上させるためのＣＦＭ法が開発されている。以下では、かかるＣＦＭ法を「高フレームレート法」と記載する。高フレームレート法では、パケット単位でＭＴＩフィルタ処理、自己相関演算処理、「速度・分散・パワー推定」処理を行うのではなく、Ｂモード用のスキャンと同様の超音波走査が行なわれる。高フレームレート法では、例えば、図２の（Ｃ）に示すように、１フレームの走査範囲を形成する１３本の走査線（Ｌ１〜Ｌ１３）それぞれで、１回ずつ超音波送受信を行なう。そして、高フレームレート法では、各フレームの同じ位置のデータ列に対してフレーム方向で処理を行なう。これにより、高フレームレート法では、ＭＴＩフィルタ処理を、パケットという有限長のデータ処理から無限長のデータに対する処理とすることができ、ＭＴＩフィルタの性能を上げることができると同時に、スキャンフレームレートと同じフレームレートで血流情報を表示することが可能になる。すなわち、高フレームレート法では、ＭＴＩフィルタ処理を、無限インパルス応答型フィルタ（ＩＩＲフィルタ、ＩＩＲ：Infinite Impulse Response）処理とすることができる。これにより、高フレームレート法では、式（１）に対して「Ｎ」倍のフレームレートとすることができる。

このように、第１の実施形態に係る超音波診断装置は、様々な走査形態でＣＦＭ法を実行することができる。例えば、高フレームレート法により、カラードプラ表示を行なうことで、操作者は、瞬時の血流動態を正確に時間分解能良く観測することができる。

これに対し、ＦＦＴ表示では、走査線が１本であることから、カラードプラ表示より、時間分解能が高い。また、ＦＦＴによる周波数解析は、ＦＦＴ処理であり、自己相関法による周波数解析より高精度である。よって、瞬時の血流動態を正確に時間分解能良く観測するためには、カラードプラ表示より、ＦＦＴ表示の方が適している。ただし、超音波ビームと血流の方向がなす角度を「θ」とすると、観測されるドプラシフト周波数は、真のドプラシフト周波数を「ｃｏｓθ」倍した値となることから、ＣＷＤ法やＰＷＤ法では、「θ」を与えることで計測速度に補正（角度補正）を加える。

しかし、ＦＦＴ表示は、スキャンライン上や、例えば１点のサンプルボリュームといったように、１次元の血流動態しか表示できない。すなわち、ＦＦＴ表示で観察できる血流動態は、１次元の関心領域における血流動態となる。

一方、カラードプラ表示では、２次元空間で血流動態を表示できる。また、３次元走査が行なわれる場合、カラードプラ表示では、３次元空間で血流動態を表示できる。しかし、カラードプラ表示では、上述したように、ＦＦＴ表示と比較して、フレームレートが十分に速くはない。また、２次元や３次元で角度補正を行なう場合、操作者が「θ」を場所ごとに設定しなければならないので、カラードプラ表示では、角度補正は一般には行われていない。

これらの理由により、カラードプラ表示は、２次元や３次元の関心領域の血流動態を観察するために用いられており、ＦＦＴ表示の代用とはならない。しかし、上述したように、ＦＦＴ表示で観察できる血流動態は、１次元の関心領域における血流動態であり、２次元や３次元の関心領域の血流動態を観察するためには、例えば、２次元空間や３次元空間でサンプルボリュームを複数設定し、複数のサンプルボリュームごとに、ＰＷＤ法によるドプラ波形の収集を行なう必要がある。

そこで、第１の実施形態では、２次元又は３次元の関心領域における血流動態を正確に時間分解能良く観測するために、以下の処理が行なわれる。すなわち、ＣＦＭ処理部１４ａは、複数の走査線で形成される走査範囲にて行なわれた超音波送受信により収集された２次元又は３次元の反射波データに対して、自己相関法で走査範囲の時系列に沿った２次元又は３次元の血流情報を取得する。画像生成部１５ａは、走査範囲の時系列に沿った２次元又は３次元の血流情報から時系列に沿った血流画像を生成する。検出部１５ｂは、時系列に沿った血流画像の間で、予め設定された２次元又は３次元の関心領域内のスペックルの時系列に沿った移動情報を検出する。制御部１７は、時系列に沿った移動情報に基づくデータである移動情報データをモニタ２に表示させる。

以下、上述した処理の一例について詳細に説明する。なお、以下では、送受信部１１が高フレームレート法の走査形態により、超音波送受信を実行させ、ＣＦＭ処理部１４ａが高フレームレート法に基づくにより、血流情報を取得する場合について説明する。ただし、第１の実施形態は、走査範囲の大きさにより、例えば、フレームレートを６０ｆｐｓ以上の高速とすることができるならば、上述した従来のＣＦＭ法や交互スキャン法が実行される場合であっても良い。

まず、ＣＦＭ処理部１４ａは、複数の走査線で形成される走査範囲にて行なわれた超音波送受信により収集された２次元又は３次元の反射波データをフレームバッファ１２から読み出す。そして、ＣＦＭ処理部１４ａは、２次元又は３次元の反射波データに対して、自己相関法を行なうことで走査範囲の時系列に沿った２次元又は３次元の血流情報を取得する。例えば、制御部１７が指定したスキャンシーケンスに基づいて、送受信部１１は、２次元の走査範囲における超音波送受信を各走査線で１回として１フレーム分の反射波信号を受信する高フレームレート法の走査形態を超音波プローブ１に実行させる。これにより、送受信部１１は、２次元の反射波データを生成し、フレームバッファ１２に格納する。ＣＦＭ処理部１４ａは、２次元の反射波データに対して、自己相関法を行なうことで走査範囲の２次元の血流情報を時系列に沿って取得する。ここで、血流情報は、血流の速度、分散及びパワーとなる。図３は、第１の実施形態に係るＣＦＭ処理部及び画像生成部の処理の一例を説明するための図である。

図３に示すように、ＣＦＭ処理部１４ａの処理は、「ＭＴＩフィルタ処理」、「自己相関演算処理」及び「速度・分散・パワー推定処理」の３つのブロックからなる。図３に示す「ＭＴＩフィルタ処理」ブロックでは、例えば、ＭＴＩフィルタとして４次のＩＩＲフィルタが用いられる。

ここで、現在のフレーム「第ｎフレーム」における「ある位置」の反射波データを「ｘ（ｎ）」とし、同じ位置の１つ前のフレーム「第（ｎ−１）フレーム」の反射波データを「ｘ（ｎ−１）」とし、同じ位置の２つ前のフレーム「第（ｎ−２）フレーム」の反射波データを「ｘ（ｎ−２）」とする。また、同じ位置の３つ前のフレーム「第（ｎ−３）フレーム」の反射波データを「ｘ（ｎ−３）」とし、同じ位置の４つ前のフレーム「第（ｎ−４）フレーム」の反射波データを「ｘ（ｎ−４）」とする。また、ＭＴＩフィルタのフィルタ係数を、「ａ_ｋ」及び「ｂ_ｋ」とする。かかる場合、「ＭＴＩフィルタ処理」ブロックから出力される「ｘ（ｎ）」の血流成分である「ｙ（ｎ）」は、以下の式（４）で示される。

「ＭＴＩフィルタ処理」ブロックの出力結果は、図３に示す「自己相関演算処理」ブロックに入力される。「自己相関演算処理」ブロックでは、ラグ０及びラグ１の自己相関値の演算が行なわれる。ラグ０を「Ｃ０（ｎ）」とし、ラグ１を「Ｃ１（ｎ）」とすると、「Ｃ０（ｎ）」は、以下の式（５）により算出され、「Ｃ１（ｎ）」は、以下の式（６）により算出される。

なお、式（５）及び式（６）において、上付きのアスタリスク「＊」は、複素共役を示し、「Ｎ」は、自己相関演算で設定されるフレーム方向の加算幅を示す。「Ｃ０（ｎ）」は、パワーと等価である。なお、図３には示していないが、式（５）及び式（６）で得られたラグ０及びラグ１に対して、超音波のビーム方向に移動平均等の平滑化を行うことで、距離分解能を犠牲にして信号雑音比（Ｓ／Ｎ）を上げることができる。

「自己相関演算処理」ブロックの出力結果は、図３に示す「速度・分散・パワー推定処理」ブロックに入力される。「速度・分散・パワー推定処理」ブロックでは、「Ｃ０（ｎ）」及び「Ｃ１（ｎ）」から、以下に示す式（７）により、「第ｎフレーム」の「ある位置」における血流の速度「Ｖ」と血流の速度の分散「Ｔ」と血流のパワー「Ｐ」とが算出される。

なお、式（７）の第１式において、「ａｔａｎ２」は、「−π〜＋π」までの角度を出力する「アークタンジェント関数」であり、「ｉｍａｇｅ」は、複素数から虚数部のみを出力する関数であり、「ｒｅａｌ」は、複素数から実数部のみを出力する関数である。すなわち、式（７）の第１式では、「Ｃ１（ｎ）」の虚数部と実数部との位相の変化が血流の速度「Ｖ」として算出される。このように、パワーは、自己相関演算によりラグ０として求められ、速度及び分散は、自己相関演算の結果を周波数解析することで求められる。

上述した処理により、ＣＦＭ処理部１４ａは、走査範囲の各走査線上で設定された複数の点それぞれの血流情報を１フレームごとに取得し、画像生成部１５ａに出力する。画像生成部１５ａは、走査範囲の時系列に沿った２次元又は３次元の血流情報から時系列に沿った血流画像を生成する。第１の実施形態では、画像生成部１５ａは、２次元の血流情報から時系列に沿った血流画像を生成する。具体的には、画像生成部１５ａは、図３に示すように、「座標変換処理」を行なうことで、時系列に沿った２次元の血流情報から時系列に沿った２次元血流画像を生成する。

例えば、画像生成部１５ａは、パワー値がグレースケールで描出されたグレースケールのパワー画像を生成する。或いは、画像生成部１５ａは、速度の符号だけを方向として使って、例えば、符号がプラスである位置ではパワー値に応じて赤色系の明度を変化させ、符号がマイナスの位置ではパワー値に応じて青色系の明度とを変化させたカラーのパワー画像を生成する。或いは、画像生成部１５ａは、速度とパワーを２次元マップで変換したカラーのパワー画像を生成する。なお、画像生成部１５ａは、パワー表示用の血流画像だけでなく、速度表示用の血流画像や、速度―分散表示用の血流画像を生成する場合であっても良い。ただし、以下で説明する検出部１５ｂの処理に用いられる血流画像としては、パワー表示用の血流画像であることが望ましいことから、第１の実施形態に係る画像生成部１５ａは、速度表示や速度―分散表示の要求のみが行なわれている場合であっても、パワー表示用の血流画像を生成する。

図１に示す検出部１５ｂは、時系列に沿った血流画像の間で、予め設定された２次元又は３次元の関心領域内のスペックルの時系列に沿った移動情報を検出する。具体的には、検出部１５ｂは、関心領域内の複数点それぞれの時系列に沿った移動情報を検出する。まず、関心領域の設定例について説明する。

例えば、制御部１７は、操作者のＲＯＩ設定要求に基づいて、画像生成部１５ａが生成した血流画像の１つをモニタ２に表示させる。操作者は、モニタ２を参照し、血流動態を観察したい関心領域を、入力装置３を用いて設定する。２次元血流画像が生成表示されている場合、操作者は、２次元の関心領域を設定する。また、３次元血流画像が生成され、３次元血流画像の一断面が表示されている場合、操作者は、２次元の関心領域を設定する。或いは、３次元血流画像が生成され、例えば３次元血流画像の直交３断面が表示されている場合、操作者は、各断面で２次元の関心領域を設定することで、３次元の関心領域を設定する。第１の実施形態では、操作者は、２次元血流画像に対して２次元の関心領域を設定する場合について説明する。図４〜６は、第１の実施形態に係る検出部の処理の一例を説明するための図である。

例えば、操作者は、図４に示すように、グレースケールのパワー画像に対して矩形のＲＯＩを設定する。なお、第１の実施形態は、ＲＯＩの形状は任意に設定可能である。また、第１の実施形態は、カラードプラ表示用の走査範囲を含む走査範囲におけるＢモード画像上で、検出部１５ｂの処理に用いられるＲＯＩが設定される場合であっても良い。

そして、検出部１５ｂは、図５に例示するように、「スペックルトラッキング処理」と「速度ベクトル算出処理」との２つの処理を主に行なう。「スペックルトラッキング処理」ブロックにおいて、検出部１５ｂは、連続するフレーム間、或いは、数フレーム離れたフレーム間で相互相関法によりスペックルの追跡（tracking）を行なうことで、ＲＯＩ内の複数点における動きベクトルを計算する。そして、検出部１５ｂは、「速度ベクトル算出処理」ブロックでは、フレーム間時間差を用いて、動きベクトルを速度ベクトルに変換する。

例えば、図６の（Ａ）に示すように、ＲＯＩ内で３５個の追跡点が設定されるとする。検出部１５ｂは、「第（ｎ−１）フレーム」の追跡点におけるスペックルが「第ｎフレーム」ではどの位置に移動したかを追跡することで、動きベクトルを計算する。そして、検出部１５ｂは、図５に示す「速度ベクトル算出処理」において、相互相関処理の対象であった２つのフレームのフレーム間時間差を用いて、動きベクトルから速度ベクトルを算出する。例えば、検出部１５ｂは、図６の（Ｂ）に示すように、「第ｎフレーム」のＲＯＩ内の３５点それぞれの速度ベクトルを算出する。かかる処理を血流画像間で繰り返して行なうことで、検出部１５ｂは、ＲＯＩ内の複数点それぞれの速度ベクトルを時系列に沿って算出する。

ここで、送信超音波の波長に比べ遥かに小さな反射体が密集している場合、反射波信号は、互いに干渉する。干渉の強弱は、反射波信号の振幅の強弱となり、かかる振幅情報に基づく超音波画像内には、点状のアーチファクトであるスペックルが生じる。パワー画像は、反射体である血液の量の度合いを示すパワー値を画像化した血流画像である。このため、パワー画像のスペックルの移動ベクトルから変換される速度ベクトルは、血流の速度ベクトルに対応する情報となる。すなわち、第１の実施形態では、パワー情報を有する血流画像のＲＯＩ内の複数点それぞれにおけるスペックルに基づく速度ベクトルが、血流動態を示す「移動情報」となる。

制御部１７は、時系列に沿った移動情報に基づくデータである移動情報データをモニタ２に表示させる。以下、第１の実施形態に係る制御部１７の制御により表示される移動情報データについて、図７〜図１０等を用いて、具体的に説明する。図７〜図１０は、第１の実施形態に係る制御部により表示される移動情報データの具体例を説明するための図である。

具体的には、制御部１７は、複数点それぞれの時系列に沿った移動情報の代表値を時系列に沿ってプロットした時間変化曲線を、移動情報データとして画像生成部１５ａに生成させる。そして、制御部１７は、時間変化曲線をモニタ２に表示させる。移動情報の代表値は、平均速度である。ここで、代表値である平均速度は、例えば、複数点それぞれの速度ベクトルのスカラー量の平均値である。図７の（Ａ）は、画像生成部１５ａが、フレーム番号（frame number）を横軸とし、平均速度（単位：cm/s）を縦軸とする平均速度時間変化曲線を生成した場合の一例を示す。また、図７の（Ｂ）は、画像生成部１５ａが、フレーム間時間差を用いてフレーム番号から換算される時間（単位：sec（秒））を横軸とし、平均速度（単位：cm/s）を縦軸とする平均速度時間変化曲線を生成した場合の一例を示す。横軸に用いられる情報は、操作者により任意の変更可能なパラメータである。

なお、代表値としての平均速度は、検出部１５ｂにより算出される場合であっても、制御部１７により算出される場合であっても良い。また、第１の実施形態は、代表値としての平均速度を、複数点それぞれの速度ベクトルの設定方向成分のスカラー量の平均値とする場合であっても良い。なお、設定方向成分は、例えば、方位方向や、深さ方向、血管の走行方向等である。

また、代表値としての平均速度は、平均速度ベクトルのスカラー量や、平均速度ベクトルの設定方向成分のスカラー量である場合であっても良い。なお、設定方向成分は、例えば、方位方向や、深さ方向、血管の走行方向等である。

また、代表値は、最大流速であっても良い。代表値としての最大流速は、速度ベクトルのスカラー量の最大値や、速度ベクトルの設定方向成分のスカラー量の最大値である。なお、設定方向成分は、例えば、方位方向や、深さ方向、血管の走行方向等である。

また、代表値は、流速の中央値であっても良い。代表値としての中央値は、速度ベクトルのスカラー量の中央値や、速度ベクトルの設定方向成分のスカラー量の中央値である。なお、設定方向成分は、例えば、方位方向や、深さ方向、血管の走行方向等である。

また、代表値は、分散値であっても良い。代表値としての分散値は、速度ベクトルのスカラー量の分散値や、速度ベクトルの設定方向成分のスカラー量の分散値である。なお、設定方向成分は、例えば、方位方向や、深さ方向、血管の走行方向等である。

また、代表値は、複数点それぞれの速度ベクトルのスカラー量のヒストグラムで最大頻度や「ｎ番目に高頻度」となる区間の値であっても良い。例えば、「５０cm/s〜６０cm/s」の区間が最大頻度である場合、代表値は、「５５cm/s」としても良い。或いは、ノイズにより最大頻度となった区間から代表値が算出されることを回避するため、「３番目に高頻度」最大頻度となった区間から代表値を算出しても良い。ヒストグラムから代表値を算出する場合、複数点それぞれの速度ベクトルの設定方向成分のスカラー量のヒストグラムが用いられる場合であっても良い。なお、設定方向成分は、例えば、方位方向や、深さ方向、血管の走行方向等である。

なお、制御部１７は、上述した各種代表値から複数の代表値が選択された場合、選択された複数の代表値ごとの時間変化曲線を画像生成部１５ａに生成させ、モニタ２に表示させる。

ここで、図７の（Ａ）や（Ｂ）に示す平均速度の時間変化曲線は、ドプラ波形に類似していることから、ＦＦＴ表示の代わりに用いることができる。そこで、制御部１７は、時間変化曲線を画像化した時間変化画像を、移動情報データとして画像生成部１５ａに生成させる場合であっても良い。すなわち、画像生成部１５ａは、図８の（Ａ）に示すように、速度ベクトルから算出されるＲＯＩ内の速度の平均値をプロットした時間変化曲線（図中の実線を参照）を生成し、ＲＯＩ内の速度の分散値に応じて縦軸方向の幅を設定する（図中の点線を参照）。そして、画像生成部１５ａは、図８の（Ａ）に示すように、速度の平均値を中心とし縦軸方向の長さが速度の分散値となる線分の輝度を、ＲＯＩ内のパワーの平均値に応じて設定することで、時間変化画像を生成する。

これにより、画像生成部１５ａは、図８の（Ｂ）に例示する時間変化画像を生成し、制御部１７は、時間変化画像をモニタ２に表示させる。図８の（Ｂ）に示す平均速度の時間変化画像は、平均速度の時間変化曲線より更にドプラ波形の類似した画像となる。

或いは、制御部１７は、血流画像の関心領域内に複数点それぞれの移動情報を示す所定の図形を重畳した重畳画像を、移動情報データとして画像生成部１５ａに生成させる。例えば、画像生成部１５ａは、図９に示すように、パワー画像のＲＯＩ内に、複数点それぞれの速度ベクトルを示す矢印を重畳した重畳画像を生成する。

或いは、制御部１７は、更に、代表値及び当該代表値の算出元となる複数点それぞれの移動情報の値の分布を示すヒストグラムの少なくとも１つが、重畳画像の所定位置に重畳された画像を、移動情報データとして画像生成部１５ａに生成させても良い。例えば、画像生成部１５ａは、図９に示すように、代表値である平均速度「６７cm/s」を重畳画像内のＲＯＩの上に合成する。更に、例えば、画像生成部１５ａは、図９に示すように、平均速度の算出元となった３５個の追跡点それぞれの速度ベクトルのスカラー量の分布を示すヒストグラムを代表値の左側に合成する。なお、代表値やヒストグラムが合成される位置は、重畳画像上以外に、重畳画像の上であっても良い。

ここで、血流画像は、時系列に沿って複数生成されていることから動画表示が可能である。また、パワー画像のＲＯＩ内に重畳される矢印は、当該パワー画像において算出された複数点それぞれの速度ベクトルを示す矢印である。また、重畳画像に更に重畳される代表値やヒストグラムは、当該重畳画像に対応するパワー画像のＲＯＩ内における代表値とヒストグラムである。すなわち、重畳画像や、代表値やヒストグラムが重畳された重畳画像も、時系列に沿って複数生成されていることから動画表示が可能である。

そこで、制御部１７は、時間変化曲線又は時間変化画像と並列して重畳画像を動画表示させる場合、表示されている重畳画像の時相に対応する位置を時間変化曲線又は時間変化画像において表示させる。例えば、制御部１７は、図７の（Ａ）に示す平均速度の時間変化曲線と並列して、代表値及びヒストグラムが重畳された重畳画像を動画表示する場合、図１０に例示する表示制御を行なう。

すなわち、制御部１７は、図１０に示すように、モニタ２に表示されている重畳画像の平均速度が算出された時点の位置を示すラインマーカーａを平均速度の時間変化曲線上に合成させて表示させる。ここで、図１０に示すラインマーカーａの位置は、表示されている血流画像のフレームに応じて、左から右に向かって移動することとなる。なお、第１の実施形態は、制御部１７は、時間変化曲線又は時間変化画像と並列して速度表示や速度−分散表示のカラードプラ画像を動画表示させる場合に、表示されている血流画像の時相に対応する位置を時間変化曲線又は時間変化画像において表示させても良い。

上述した一例では、２次元のＲＯＩにおいて検出された移動情報に基づく各種移動情報データが表示される場合について説明したが、第１の実施形態は、３次元のＲＯＩにおいて検出された移動情報に基づく各種移動情報データが表示される場合であっても良い。

また、血流画像は、２次元画像であることから、操作者は、２次元のＲＯＩを任意の位置に設定することができる。また、血流画像の撮像が３次元で行なわれる場合、血流画像は、撮像空間における任意の断面で２次元表示されることから、操作者は、２次元や３次元のＲＯＩを任意の位置に設定することができる。従って、第１の実施形態では、ＲＯＩが複数設定される場合であって良い。ＲＯＩが複数設定された場合、検出部１５ｂ及び画像生成部１７は、複数のＲＯＩそれぞれに対する処理を、制御部１７の制御により、並行して行なう。図１１は、第１の実施形態において複数の関心領域が設定される場合に表示される移動情報データの一例を説明するための図である。

例えば、図５に例示したＲＯＩ内の血流動態をより細かく観察したい場合、操作者は、図１１に示すように、図５に例示したＲＯＩを２つに分割したＲＯＩ−Ａ及びＲＯＩ−Ｂを設定する。かかる場合、検出部１５ｂは、ＲＯＩ−Ａ内の複数点それぞれの速度ベクトルと、ＲＯＩ−Ｂ内の複数点それぞれの速度ベクトルとを算出する。そして、例えば、画像生成部１５ａは、図１１に示すように、ＲＯＩ−Ａ及びＲＯＩ−Ｂそれぞれの平均速度の時間変化曲線を生成する。なお、図１１に例示するＲＯＩ−Ａ及びＲＯＩ−Ｂの時間変化曲線は、横軸が「時間（単位：sec（秒））」となっている。

そして、画像生成部１５ａは、図１１に示すように、ＲＯＩ−Ａ内の複数点それぞれの速度ベクトルを示す矢印と、ＲＯＩ−Ｂ内の複数点それぞれの速度ベクトルを示す矢印とをパワー画像に重畳する。更に、画像生成部１５ａは、図１１に示すように、ＲＯＩ−Ａ内の平均速度と速度のヒストグラムと、ＲＯＩ−Ｂ内の平均速度と速度のヒストグラムとを重畳する。そして、画像生成部１５ａは、図１１に示すように、２つのＲＯＩの情報が同一のパワー画像に重畳された重畳画像と、２つの時間変化曲線とを合成した合成画像を生成する。かかる合成画像は、制御部１７によりモニタ２に表示される。なお、図１１には示していないが、重畳画像が動画表示される場合、表示される重畳画像の時相に対応する位置を示すラインマーカーが２つの時間変化曲線それぞれに合成されても良い。

なお、移動情報データの種別設定や、複数種別の移動情報データが設定された場合の表示形態は、操作者により事前に設定される場合であっても良く、初期設定される場合であっても良い。

次に、図１２を用いて、第１の実施形態に係る超音波診断装置の処理について説明する。図１２は、第１の実施形態に係る超音波診断装置の処理を説明するためのフローチャートである。なお、図１２では、ＲＯＩ設定が、血流画像の収集後に行なわれ、上述した検出部１５ｂ及び制御部１７の処理が血流画像の収集後に、血流画像のシネ再生中に並行して行なわれる場合について説明する。

図１２に示すように、第１の実施形態に係る超音波診断装置の制御部１７は、操作者から関心領域の設定を受け付けたか否かを判定する（ステップＳ１０１）。ここで、関心領域の設定を受け付けない場合（ステップＳ１０１否定）、制御部１７は、関心領域の設定を受け付けるまで待機する。

一方、関心領域の設定を受け付けた場合（ステップＳ１０１肯定）、制御部１７は、関心領域の位置情報を検出部１５ｂに通知し、検出部１５ｂは、血流画像の各フレームにて、関心領域内の複数点の運度ベクトルを算出し（ステップＳ１０２）、算出した運動ベクトルを速度ベクトルに換算する（ステップＳ１０３）。

そして、制御部１７の制御により、画像生成部１５ａは、ラインマーカー付きの時間変化曲線、ラインマーカー付きの時間変化画像、重畳画像等、移動情報データを生成する（ステップＳ１０４）。そして、制御部１７の制御により、モニタ２は、移動情報データを表示し（ステップＳ１０５）、処理を終了する。

なお、第１の実施形態では、ＲＯＩ設定が、血流画像の収集後に行なわれ、上述した検出部１５ｂ及び制御部１７の処理が血流画像の収集後、血流画像のシネ再生中に行なわれる場合について説明した。しかし、第１の実施形態は、ＲＯＩ設定が、血流画像の収集前に行なわれ、上述した検出部１５ｂ及び制御部１７の処理が血流画像の収集と並行してリアルタイムで行なわれる場合であっても良い。

上述してきたように、第１の実施形態では、血流画像で設定されたＲＯＩ内の速度ベクトルを検出し、検出した速度ベクトルの情報を、時間変化曲線や時間変化画像、重畳画像等の形態で表示する。すなわち、第１の実施形態では、血流画像で任意の位置に任意の形状のＲＯＩを設定することで、ドプラ表示で観察される１次元の血流動態に関する情報と同様の情報を、２次元又は３次元で表示することができる。従って、第１の実施形態では、２次元又は３次元の関心領域における血流動態を正確に時間分解能良く観測することができる。また、第１の実施形態では、関心領域を複数設定することができる。従って、第１の実施形態では、２次元又は３次元の複数の関心領域における血流動態を、同時に観測することができる。なお、移動情報の検出は、パワー画像を対象にして行なわれることが好適であることから、血流情報は、自己相互演算によりラグ０として求められるパワーのみである場合であっても良い。すなわち、第１の実施形態は、ＣＦＭ処理部１４ａが自己相関法でパワーのみを取得し、画像生成部１５ａが時系列に沿ったパワー画像のみを生成する場合であっても良い。

（第２の実施形態）
第２の実施形態では、第１の実施形態で説明した移動情報データとともに、別途、ドプラ表示用のスキャンにより生成されたドプラ波形を表示する場合について説明する。

すなわち、第２の実施形態では、ＰＷＤ処理部１４ｂは、第１の実施形態で説明した関心領域に含まれる走査線にて別途行なわれた超音波送受信により収集された１次元の反射波データに対して、例えば、高速フーリエ変換法による周波数解析を行なうことで走査線上のサンプルボリュームにおける時系列に沿った１次元の血流情報を取得する。そして、第２の実施形態では、画像生成部１５ａは、時系列に沿った１次元の血流情報からドプラ波形を生成する。

まず、ＰＷＤ処理部１４ｂは、フレームバッファ１２からパルス波送受信により生成された１次元反射波データのうち、走査線上のサンプルボリュームの位置に対応する１次元反射波データを読み出す。或いは、送受信部１１が短い時間ゲートを用いて走査線上のサンプルボリュームの位置に対応する１次元反射波データのみをフレームバッファ１２に格納し、ＰＷＤ処理部１４ｂが、走査線上のサンプルボリュームの位置に対応する１次元反射波データを読み出す場合であっても良い。図１３は、ドプラ画像生成におけるＰＷＤ処理部及び画像生成部の処理を説明するための図である。

まず、ＰＷＤ処理部１４ｂは、図１３に示す「ＨＰＦ処理」ブロックで、１次元反射波データに対して、ＭＴＩフィルタと同様の特性を有するＨＰＦ（High Pass Filter）処理を行なうことで、低周波成分（クラッタ：clutter）を除去し、血流成分を抽出する。そして、ＰＷＤ処理部１４ｂは、図１３に示す「ＦＦＴ処理」ブロックで、高速フーリエ変換法により、血流成分から血流情報（速度・分散・パワー）の演算を行なう。なお、図１３に示す「ＦＦＴ処理」ブロックでは、上述した角度補正も行なう。そして、画像生成部１５ａは、図１３に示す「ドプラ波形生成処理」ブロックで、ドプラ波形を生成する。

図１４〜図１７は、第２の実施形態に係る画像処理部が実行する処理手順の一例を説明するための図である。例えば、第１の実施形態と同様に、第２の実施形態では、図１４に示すように、パワー画像にＲＯＩが設定される。そして、第２の実施形態では、画像生成部１５ａは、検出部１５ｂの処理結果を用いて、図１４に示すように、例えば、平均速度の時間変化曲線等の移動情報データを生成する。

更に、第２の実施形態では、例えば、図１５の右図に示すＢモード画像上に、ＲＯＩ内に含まれるサンプルボリュームが設定される（図中の点線内を参照）。そして、第２の実施形態では、サンプルボリューム上の走査線において、血流画像の撮像とは異なる時期に、ドプラ表示用のスキャンが行なわれる。これにより、画像生成部１５ａは、図１５の左図に例示するドプラ波形を生成する。

そして、第２の実施形態に係る制御部１７は、ドプラ波形と、移動情報データとを、両者のデータの同一時相が明示される形態でモニタ２に表示させる。例えば、ドプラ波形と時間変化曲線とを並列表示する場合、制御部１７は、図１６に示すように、ドプラ波形で波形がピークとなる時期と、時間変化曲線で代表値がピークとなる時期とが、略同一時相に対応すると判定する。制御部１７は、両者のピークとなる時相を操作者が容易に視認できるように、例えば、図１６に示すように、両者のピークを結ぶ矢印を表示させる。或いは、制御部１７は、ピークとなる時相が横軸方向で略一致するように、例えば、ドプラ波形の横軸の表示スケールを変更したり、時間変化曲線の横軸の表示スケールを変更したりする。

また、第２の実施形態に係る制御部１７は、ドプラ波形と並列して重畳画像を動画表示させる場合、表示されている重畳画像の時相に対応する位置をドプラ波形において表示させる。また、第２の実施形態に係る制御部１７は、ドプラ波形及び時間変化曲線と並列して重畳画像を動画表示させる場合、表示されている重畳画像の時相に対応する位置をドプラ波形及び時間変化曲線において表示させる。

例えば、制御部１７は、図１７に示すように、ドプラ波形及び平均速度の時間変化曲線と並列して、代表値である平均速度及びヒストグラムが重畳された重畳画像を動画表示する場合、第１の実施形態と同様に、モニタ２に表示されている重畳画像の平均速度が算出された時点の位置を示すラインマーカーａを平均速度の時間変化曲線上に合成させる。更に、制御部１７は、図１７に示すように、モニタ２に表示されている重畳画像の平均速度が算出された時点の位置を示すラインマーカーｂをドプラ波形上に合成させる。ラインマーカーａ及びラインマーカーｂは、重畳画像の再生が進むと同時に、移動する。

なお、ラインマーカーが合成される移動情報データは、時間変化画像である場合であっても良い。また、時相を合わせる処理は、上述したように、ピークを用いて行なわれる場合であっても良いし、例えば、データ収集と並行してＥＣＧ（electrocardiograph）が収集されているならば、ＥＣＧの情報を用いて行なわれる場合であっても良い。

なお、第２の実施形態は、連続波が送信される走査線全体を略含む関心領域が移動情報の検出対象として設定されるならば、ＣＷＤ法を適用して、上述した処理が行なわれても良い。かかる場合、連続波送受信により生成された１次元の反射波データに対し、ＣＤＷ処理部としてのＰＷＤ処理部１４ｂは、走査線の時系列に沿った１次元の血流情報を取得し、画像生成部１５ａは、ドプラ波形を生成する。そして、ＣＷＤ法により生成されたドプラ波形は、移動情報データとともに表示される。

次に、図１８を用いて、第２の実施形態に係る超音波診断装置の処理について説明する。図１８は、第２の実施形態に係る超音波診断装置の処理を説明するためのフローチャートである。なお、図１８では、移動情報データが生成された後に、ドプラ表示用のスキャンが開始され、ドプラ表示用のスキャンと並行して、ドプラ波形と移動情報データとの並列表示がリアルタイムで実行される場合について説明する。

図１８に示すように、第２の実施形態に係る超音波診断装置の制御部１７は、操作者から、移動情報データ表示用の関心領域に含まれる走査線上において、ドプラ表示用のサンプルボリュームの設定を受け付けたか否かを判定する（ステップＳ２０１）。ここで、サンプルボリュームの設定を受け付けない場合（ステップＳ２０１否定）、制御部１７は、サンプルボリュームの設定を受け付けるまで待機する。

一方、サンプルボリュームの設定を受け付けた場合（ステップＳ２０１肯定）、超音波プローブ１は、送受信部１１の制御により、サンプルボリュームを含む走査線上で超音波送受信を行ない、送受信部１１は、超音波プローブ１が受信した反射波信号から、走査線上の反射波データを生成し、フレームバッファ１２に格納する。そして、ＰＷＤ処理部１４ｂは、フレームバッファ１２からサンプルボリュームの反射波データを読み出し（ステップＳ２０２）、ＨＰＦ処理及びＦＦＴ処理を行なって、サンプルボリュームの血流情報を取得する（ステップＳ２０３）。そして、画像生成部１５ａは、ドプラ波形を生成する（ステップＳ２０４）。そして、制御部１７の制御により、モニタ２は、ドプラ波形と移動情報データと時相を合わせて表示し（ステップＳ２０５）、処理を終了する。

なお、第２の実施形態は、ドプラ波形の収集後に、ドプラ波形と移動情報データとの並列表示が行なわれる場合であっても良い。また、第２の実施形態では、ドプラ波形の収集は、血流画像の収集前に行なわれる場合であっても良い。また、第２の実施形態においても、移動情報データ表示用のＲＯＩが複数設定される場合であっても良い。かかる場合、ドプラ表示用のスキャンは、複数のＲＯＩごとに行なわれる。また、第２の実施形態においても、移動情報データ表示用のＲＯＩが３次元である場合であっても良い。

上述してきたように、第２の実施形態では、移動情報データ表示とともにドプラ表示を行なう。また、ＰＷＤ法では、ＣＦＭ法より折り返し速度を高く設定できる。このため、高流速の血流については、ＰＷＤ法のＦＦＴ表示の方が、ＣＦＭ法より信頼性が高い。そこで、第２の実施形態のように、ＰＷＤ法によるドプラ波形を、高フレームレートの血流画像や、当該血流画像から生成された移動情報データと並列表示することで、操作者は、血流画像や、移動情報データで観察される血流動態に関する情報の信頼性を確認することができる。

（第３の実施形態）
第３の実施形態では、高速フーリエ変換法により移動情報データが生成表示される場合について図１９及び図２０を用いて説明する。図１９及び図２０は、第３の実施形態を説明するための図である。

第２の実施形態では、ドプラ波形と、高フレームレート血流画像を別々に収集したが、高フレームレート血流画像を生成するためのＩ／Ｑ信号は、例えば、フレームバッファ１２にて保持されている。このため、ＰＷＤ処理部１４ｂは、高フレームレート血流画像の断面上の任意の位置のＩ／Ｑ信号を取得することができる。

そこで、第３の実施形態では、ＰＷＤ処理部１４ｂは、フレームバッファ１２から取得した関心領域内の反射波データに対して、図１３を用いて説明したように、例えば、高速フーリエ変換法による周波数解析を行なうことで関心領域の時系列に沿った血流情報を取得する。すなわち、ＰＷＤ処理部１４ｂは、図１９に示すように、高フレームレート血流画像において任意の位置で設定されたＲＯＩ内の時系列に沿ったＩ／Ｑ信号を取得し、取得したＩ／Ｑ信号をフレーム方向にてＨＰＦ処理してＦＴＴ処理する。これにより、ＰＷＤ処理部１４ｂは、従来のドプラ表示に用いられているドプラ波形と同様のドプラ波形を生成するための血流情報を取得することができる。換言すると、第３の実施形態では、第１の実施形態で説明したＲＯＩ、又は、当該ＲＯＩ内で設定されたＲＯＩをサンプルボリュームとする。

制御部１７は、関心領域の時系列に沿った血流情報に基づく時系列に沿ったデータをモニタ２に表示させる。例えば、第３の実施形態では、制御部１７は、ＦＦＴ処理により取得されたＲＯＩ内の血流情報から、ドプラ波形を生成表示させたり、時間変化曲線を生成表示させたり、重畳画像を生成表示させたりすることができる。

ここで、ＰＷＤ処理部１４ｂは、ＲＯＩ内において、高フレームレート血流画像を生成するために設定された複数点それぞれの「速度、分散及びパワー」を血流情報として取得することができる。或いは、ＰＷＤ処理部１４ｂは、ＲＯＩ内の複数点それぞれの「速度、分散及びパワー」から、ＲＯＩ内の複数点それぞれの「平均速度、平均分散及び平均パワー」を平均血流情報として取得することができる。或いは、ＰＷＤ処理部１４ｂは、ＲＯＩを複数のＲＯＩに分割することで、複数のＲＯＩそれぞれにおける平均血流情報を取得することができる。

従って、第３の実施形態では、制御部１７は、ドプラ波形として、ＲＯＩのドプラ波形、ＲＯＩ内の複数点それぞれのドプラ波形、又は、ＲＯＩ内で設定された複数ＲＯＩそれぞれのドプラ波形を生成表示させることができる。また、第３の実施形態では、制御部１７は、時間変化曲線として、ＲＯＩの時間変化曲線、ＲＯＩ内の複数点それぞれの時間変化曲線、又は、ＲＯＩ内で設定された複数ＲＯＩそれぞれの時間変化曲線を生成表示させることができる。また、第３の実施形態では、制御部１７は、重畳画像として、ＲＯＩの平均血流情報を１つの矢印で示す重畳画像、ＲＯＩ内の複数点それぞれの血流情報を複数の矢印で示す重畳画像、ＲＯＩ内で設定された複数ＲＯＩそれぞれの血流情報を１つの矢印で示す重畳画像、又は、ＲＯＩ内で設定された複数ＲＯＩそれぞれの血流情報を複数の矢印で示す重畳画像を生成表示させることができる。

なお、第３の実施形態では、ＰＷＤ処理部１４ｂとＣＦＭ処理部１４ａ及び検出部１５ｂとが同一の反射波データに対して処理を行なう場合であっても良い。すなわち、制御部１７は、図２０に示すように、ＲＯＩ内の血流情報をＣＦＭ処理部１４ａ及びＰＷＤ処理部１４ｂそれぞれで取得させても良い。仮に、ＣＦＭ処理部１４ａの出力データを第１血流情報とし、ＰＷＤ処理部１４ｂの出力データを第２血流情報とすると、制御部１７は、第１血流情報に基づく移動情報データとして、時間変化曲線や、時間変化画像、重畳画像等を表示させる。また、制御部１７は、第２血流情報に基づく移動情報データとして、上述したように、ドプラ波形や、時間変化曲線、重畳画像を表示させる。

なお、第２血流情報のＲＯＩは、第１血流情報のＲＯＩと同じ領域である場合であっても、第１血流情報のＲＯＩ内に設定される場合であっても良い。また、第２血流情報のＲＯＩは、第１血流情報のＲＯＩ内に複数設定される場合であっても良い。また、第３の実施形態においても、ＦＦＴ表示用のスキャンが更に行なわれる場合であっても良い。また、第３の実施形態でも、連続波が送信される走査線全体を略含む関心領域が移動情報の検出対象として設定されるならば、ＣＷＤ法を適用して上述した処理が行なわれても良い。

なお、第３の実施形態においても、重畳画像が動画表示される場合、時間変化曲線等において同一時相を示すラインマーカー表示が行なわれる。

次に、図２１を用いて、第３の実施形態に係る超音波診断装置の処理について説明する。図２１は、第３の実施形態に係る超音波診断装置の処理を説明するためのフローチャートである。なお、図２１では、ＲＯＩ設定が、血流画像の収集後に行なわれ、上述したＰＷＤ処理部１４ｂ及び制御部１７の処理が血流画像の収集後に行なわれる場合について説明する。

図２１に示すように、第３の実施形態に係る超音波診断装置の制御部１７は、操作者から、サンプルボリュームとしての関心領域の設定を受け付けたか否かを判定する（ステップＳ３０１）。ここで、サンプルボリュームの設定を受け付けない場合（ステップＳ３０１否定）、制御部１７は、サンプルボリュームの設定を受け付けるまで待機する。

一方、サンプルボリュームの設定を受け付けた場合（ステップＳ３０１肯定）、ＰＷＤ処理部１４ｂは、血流画像用に保持されている反射波データからサンプルボリュームの反射波データを取得し（ステップＳ３０２）、ＨＰＦ処理及びＦＦＴ処理を行なって、サンプルボリュームの血流情報を取得する（ステップＳ３０３）。そして、画像生成部１５ａは、ドプラ波形を生成する（ステップＳ３０４）。そして、制御部１７の制御により、モニタ２は、ドプラ波形を表示、又は、ドプラ波形と移動情報データと時相を合わせて表示し（ステップＳ３０５）、処理を終了する。なお、第３の実施形態は、ＲＯＩ設定が反射波データの収集前に行なわれ、血流画像の撮像中に、血流画像用に保持されている反射波データからＦＦＴ処理により取得された血流情報に基づくドプラ波形等のデータがリアルタイムで表示される場合であっても良い。

上述してきたように、第３の実施形態では、高フレームレート血流像と同一の信号を使用して、ＦＦＴ表示するので、第２の実施形態と比較して、より正確な位置と時相で血流動態を観察することができる。ただし、第２の実施形態のように、ＰＷＤ法等で反射波データを別途収集する場合と比較して、第３の実施形態では、ＰＲＦが低くならざるを得ないので折り返し速度が低くなる。すなわち、折り返し速度の観点から、心臓や頚動脈のような流速が速い部位では、ＦＦＴ表示を行なうのであれば、第２の実施形態で説明した方法の方が、信頼線が高い。このため、高フレームレート血流像と同一の信号を使用してＦＦＴ表示を行なう第３の実施形態の方法は、比較的遅い速度の血流を観察する場合に用いられることが望ましい。比較的遅い速度の血流を観察する場合は、第３の実施形態の方法を用いることで、別途、ＰＷＤ用のスキャンを行なう必要が無いことから、検査方法を簡便にし、検査時間を短縮することができる。

なお、上述した第１の実施形態〜第３の実施形態で説明した画像処理は、医用画像診断装置とは独立に設置された画像処理装置により実行される場合であっても良い。具体的には、各種の医用画像のデータを管理するシステムであるＰＡＣＳ（Picture Archiving and Communication Systems）のデータベースや、医用画像が添付された電子カルテを管理する電子カルテシステムのデータベース等が、フレームバッファ１２に保持されたデータを記憶しておき、ドプラ処理部１４や画像処理部１５、制御部１７等の機能を有する画像処理装置が、これらのデータベースから反射波データを受信して、上述した画像処理を行なう場合であってもよい。また、第１の実施形態で説明した画像処理を行なう場合、かかる画像処理装置は、例えば、６０ｆｐｓ以上のフレームレートで生成された血流画像をデータベースから受信して、上述した画像処理を行なう場合であってもよい。

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

また、第１の実施形態〜第３の実施形態で説明した画像処理方法は、あらかじめ用意された画像処理プログラムをパーソナルコンピュータやワークステーションなどのコンピュータで実行することによって実現することができる。このプログラムは、インターネットなどのネットワークを介して配布することができる。また、この画像処理プログラムは、ハードディスク、フレキシブルディスク（ＦＤ）、ＣＤ−ＲＯＭ、ＭＯ、ＤＶＤなどのコンピュータで読み取り可能な記録媒体に記録され、コンピュータによって記録媒体から読み出されることによって実行することもできる。

以上、説明したとおり、第１の実施形態〜第３の実施形態によれば、２次元又は３次元の関心領域における血流動態を正確に時間分解能良く観測することができる。

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

１ 超音波プローブ
２ モニタ
３ 入力装置
１０ 装置本体
１１ 送受信部
１２ フレームバッファ
１３ Ｂモード処理部
１４ ドプラ処理部
１４ａ ＣＦＭ処理部
１４ｂ ＰＷＤ処理部
１５ 画像処理部
１５ａ 画像生成部
１５ｂ 検出部
１６ 画像メモリ
１７ 制御部
１８ 内部記憶部

Claims (13)

1. １フレームの走査範囲を形成する複数の走査線で超音波送受信を行なうことにより収集された複数フレーム分の２次元又は３次元の反射波データをフレーム間で比較することで、前記走査範囲の時系列に沿った２次元又は３次元の血流情報を取得する処理部と、
   前記走査範囲の時系列に沿った２次元又は３次元の血流情報から時系列に沿ったパワー画像を生成する画像生成部と、
   前記時系列に沿ったパワー画像の間で、予め設定された２次元又は３次元の関心領域内の複数点それぞれのスペックルの時系列に沿った速度ベクトルを検出する検出部と、
   前記複数点それぞれのスペックルの時系列に沿った速度ベクトルの代表値を時系列に沿ってプロットした時間変化曲線、又は、前記時間変化曲線を画像化した時間変化画像を、移動情報データとして前記画像生成部に生成させ、所定の表示部に表示させる制御部と、
   を備えたことを特徴とする超音波診断装置。
2. 前記処理部は、自己相関法により前記複数フレーム分の２次元又は３次元の反射波データをフレーム間で比較することで、前記走査範囲の時系列に沿った２次元又は３次元の血流情報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。
3. 前記処理部は、前記１フレームの走査範囲を形成する各走査線で１回ずつ超音波送受信を行なうことにより収集された複数フレーム分の２次元又は３次元の反射波データをフレーム間で比較することで、前記走査範囲の時系列に沿った２次元又は３次元の血流情報を取得することを特徴とする請求項１又は２に記載の超音波診断装置。
4. 前記制御部は、前記パワー画像の関心領域内に前記複数点それぞれの速度ベクトルを示す所定の図形を重畳した重畳画像を、前記移動情報データとして前記画像生成部に生成させることを特徴とする請求項１〜３のいずれか１つに記載の超音波診断装置。
5. 前記制御部は、前記代表値及び当該代表値の算出元となる前記複数点それぞれの速度ベクトルのスカラー量の分布を示すヒストグラムの少なくとも１つが、前記重畳画像の所定位置に重畳された画像を、前記移動情報データとして前記画像生成部に生成させることを特徴とする請求項４に記載の超音波診断装置。
6. 前記制御部は、前記時間変化曲線又は前記時間変化画像と並列して前記重畳画像を動画表示させる場合、表示されている重畳画像の時相に対応する位置を前記時間変化曲線又は前記時間変化画像において表示させ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. 前記処理部は、前記関心領域に含まれる走査線にて別途行なわれた超音波送受信により収集された反射波データに対して、周波数解析を行なうことで前記走査線の時系列に沿った血流情報又は当該走査線上のサンプルボリュームにおける時系列に沿った血流情報を取得し、
   前記画像生成部は、前記周波数解析により取得された時系列に沿った血流情報から時系列に沿ったドプラ波形を生成し、
   前記制御部は、前記ドプラ波形と、前記移動情報データとを、両者のデータの同一時相が明示される形態で前記所定の表示部に表示させることを特徴とする請求項１〜３のいずれか１つに記載の超音波診断装置。
8. 前記処理部は、前記関心領域に含まれる走査線にて別途行なわれた超音波送受信により収集された反射波データに対して、周波数解析を行なうことで前記走査線の時系列に沿った血流情報又は当該走査線上のサンプルボリュームにおける時系列に沿った血流情報を取得し、
   前記画像生成部は、前記周波数解析により取得された時系列に沿った血流情報から時系列に沿ったドプラ波形を生成し、
   前記制御部は、前記ドプラ波形と、前記移動情報データとを、両者のデータの同一時相が明示される形態で前記所定の表示部に表示させることを特徴とする請求項４〜６のいずれか１つに記載の超音波診断装置。
9. 前記制御部は、前記ドプラ波形と並列して前記重畳画像を動画表示させる場合、表示されている重畳画像の時相に対応する位置を前記ドプラ波形において表示させることを特徴とする請求項８に記載の超音波診断装置。
10. 前記複数フレーム分の２次元又は３次元の反射波データを保持する記憶部、
    を更に備え、
    前記処理部は、前記記憶部から取得した複数フレーム分の前記関心領域内の２次元又は３次元の反射波データに対して、フレーム間で周波数解析を行なうことで前記関心領域の時系列に沿った血流情報を取得し、
    前記制御部は、更に、前記周波数解析により取得された前記関心領域の時系列に沿った血流情報に基づくデータを前記移動情報データとして前記所定の表示部に表示させることを特徴とする請求項１〜９のいずれか１つに記載の超音波診断装置。
11. 前記関心領域が複数設定されることを特徴とする請求項１〜１０のいずれか１つに記載の超音波診断装置。
12. １フレームの走査範囲を形成する複数の走査線で超音波送受信を行なうことにより収集された複数フレーム分の２次元又は３次元の反射波データをフレーム間で比較することで取得された前記走査範囲の時系列に沿った２次元又は３次元の血流情報から生成された時系列に沿ったパワー画像の間で、予め設定された２次元又は３次元の関心領域内の複数点それぞれのスペックルの時系列に沿った速度ベクトルを検出する検出部と、
    前記複数点それぞれのスペックルの時系列に沿った速度ベクトルの代表値を時系列に沿ってプロットした時間変化曲線、又は、前記時間変化曲線を画像化した時間変化画像を、移動情報データとして生成させ、所定の表示部に表示させる制御部と、
    を備えたことを特徴とする画像処理装置。
13. １フレームの走査範囲を形成する複数の走査線で超音波送受信を行なうことにより収集された複数フレーム分の２次元又は３次元の反射波データをフレーム間で比較することで取得された前記走査範囲の時系列に沿った２次元又は３次元の血流情報から生成された時系列に沿ったパワー画像の間で、予め設定された２次元又は３次元の関心領域内の複数点それぞれのスペックルの時系列に沿った速度ベクトルを検出する検出手順と、
    前記複数点それぞれのスペックルの時系列に沿った速度ベクトルの代表値を時系列に沿ってプロットした時間変化曲線、又は、前記時間変化曲線を画像化した時間変化画像を、移動情報データとして生成させ、所定の表示部に表示させる制御手順と、
    をコンピュータに実行させることを特徴とする画像処理プログラム。