JP6451343B2 - 超音波画像診断装置、超音波画像生成方法及びプログラム - Google Patents

超音波画像診断装置、超音波画像生成方法及びプログラム Download PDF

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本発明は、超音波画像診断装置、超音波画像生成方法及びプログラムに関する。
超音波診断は、超音波探触子を体表から当てるだけの簡単な操作で心臓の拍動や胎児の動きの様子がリアルタイム表示で得られ、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。
超音波画像診断装置は、超音波探触子を介して被検体内部に向けて超音波を送受信することで得られる反射超音波に基づき、被検体内部情報を超音波画像として画像化するものである。この超音波画像には、Ｂ（Ｂｒｉｇｈｔｎｅｓｓ）モード時に得るＢモード画像と、このＢモード画像上に重畳表示されるＣ（Ｃｏｌｏｒ Ｆｌｏｗ）モード時に得るＣモード画像（カラードプラ画像）と、がある。
Ｂモード画像は、反射超音波の振幅強度を輝度で表示することで被検体の内部組織を画像化した画像である。
一方、Ｃモード画像は、Ｂモード画像中に指定した関心領域（以下、関心領域（Ｒｅｇｉｏｎ Ｏｆ Ｉｎｔｅｒｅｓｔ）を「ＲＯＩ」と称する。）内において、血流情報をカラー（色）表示した画像である。このＣモード画像は、ＲＯＩ内の血流情報を、例えば、超音波探触子に近づく方向の血流を赤色成分で、遠ざかる方向の血流を青色成分に割当てて表示された画像であって、Ｂモード画像上に重畳表示される。
超音波探触子には、超音波を送受信する複数の振動子が配列されている。Ｃモード時のスキャン時には、各振動子が超音波送受信を同一方向（音線）にｎ（ｎ：２以上の整数）回繰り返し行う。繰り返しの間隔は、一定でなければいけない。これをＲＯＩ内の各音線に対して順に処理することによって１フレーム分のスキャンを行う。
また、１方向（１ライン）の送信超音波の送信に対応して、被検体からの４方向（４ライン）の反射超音波を同時に並列受信するＱＳＰ（Quad Signal Processing：４並列受信）によりＣモード画像のスキャンを行う超音波診断装置が知られている（特許文献１参照）。ＱＳＰでは、１方向の送信超音波の送信に対応して、被検体からの１方向の反射超音波を受信するＳＳＰ（Single Signal Processing：非並列受信）に比べて、超音波の送受信回数が４分の１になる。このため、ＱＳＰのフレームレートをＳＳＰのフレームレートの４倍にすることができる。
特開２００６−２２３７３６号公報
しかし、ＱＳＰでは、４本の受信ラインのうち、送信ラインから離れた外側の２本の受信ラインで信号ゲインが低下する。この信号ゲイン低下が、Ｃモード画像では、縦縞になって現れるおそれがあった。例えば、信号ゲイン低下により、Ｃモードのパワー信号が、ノイズ除去のためのキーホールフィルターの閾値を下回ると、ノイズとして除去されてしまい、Ｃモード画像の縦縞となって顕著に影響が現れる。
図１７（ａ）、図１７（ｂ）を参照して、従来のＱＳＰを用いた超音波画像診断装置によるＣモード画像を説明する。図１７（ａ）は、従来の超音波画像診断装置におけるＶモードでの頸動脈のＣモード画像を示す図である。図１７（ｂ）は、従来の超音波画像診断装置におけるＰモードでの頸動脈のＣモード画像を示す図である。ただし図１７（ａ）、図１７（ｂ）ともに、課題を明瞭に示すために、超音波診断装置において一般的に実施されている空間フィルターやＣモード画像変換などを省いて処理した画像を示している。
図１７（ａ）に示すＶ（血流速度）モードでのＣモード画像において、背景を黒色で表し、青色を濃いグレーで表し、赤を中間のグレーで表し、黄色を薄いグレーで表しており、以下のＶモードでのＣモード画像の図でも同様である。図１７（ｂ）に示すＰモードでのＣモード画像において、背景を黒色で表し、オレンジを通常のグレーで表し、黄色を薄いグレーで表しており、以下のＰモードでのＣモード画像の図でも同様である。
図１７（ａ）に示すように、従来のＱＳＰを用いた超音波画像診断装置のＰモードでの頸動脈のＣモード画像は、ＱＳＰによる４ラインごとの縦縞が表れている。図１７（ｂ）に示すように、従来のＱＳＰを用いた超音波画像診断装置のＰモードでの頸動脈のＣモード画像は、ＱＳＰによる４ラインごとの縦縞が表れている。
上記低下した信号ゲインを補償する方法が満たすべき条件としては、
（ａ）．（Ｃモード画像上で）ゲイン低下による信号の凹みを補償できること、
（ｂ）．細い血流がつぶれないこと、
（ｃ）．血流の辺縁がボケて広がらないこと、
（ｄ）．背景ノイズが増幅されないこと、
の４つがある。
単純に外側の２ラインのゲインを高くすると、条件（ｄ）が満たされない。特に、カラーゲインの設定を高くすると、背景ノイズが縦縞になってＣモード画像上に現れる。
また、重み付け平均によるスムージング処理では、条件（ｂ）、（ｃ）が満たされなく、条件（ａ）でも凹みが完全には無くならない。
本発明の課題は、複数ラインの並列受信におけるＣモード画像上で、ゲイン低下による信号の凹みが補償され、且つ、細い血流のつぶれ、血流の辺縁のボケた広がり及び背景ノイズの増幅の発生を防ぐことである。
上記課題を解決するため、請求項１に記載の発明は、
被検体に送信超音波を送信し反射超音波を受信する超音波探触子が接続可能な超音波診断装置であって、
前記超音波探触子への送信信号を生成する送信部と、
前記超音波探触子からの１ラインの前記送信超音波に対応して並列受信された複数ラインの前記反射超音波に対応する受信信号を生成する受信部と、
前記複数ラインの受信信号から血流の状態を示す血流信号を算出する血流信号算出部と、
前記血流信号にモーフォロジー処理を施すモーフォロジー処理部と、
前記モーフォロジー処理が施された血流信号を含む血流信号をＣモード画像に変換するＣモード画像変換部と、を備える。
請求項２に記載の発明は、請求項１に記載の超音波画像診断装置において、
前記血流信号算出部は、前記血流信号として血流のパワーを算出し、
前記モーフォロジー処理部は、前記モーフォロジー処理として、前記算出されたパワーに膨張処理を施し、当該膨張処理が施されたパワーに収縮処理を施す。
請求項３に記載の発明は、請求項２に記載の超音波画像診断装置において、
前記モーフォロジー処理部は、
前記膨張処理として、Ｃモード画像の各画素上に構造要素を移動させるとともに、当該構造要素上の原点の画素に対応するパワーを当該構造要素上のパワーが最大の点の画素に対応するパワーに置き換え、
前記収縮処理として、Ｃモード画像の各画素上に前記構造要素を移動させるとともに、当該構造要素上の原点の画素に対応するパワーを当該構造要素上のパワーが最小の点の画素に対応するパワーに置き換える。
請求項４に記載の発明は、請求項３に記載の超音波画像診断装置において、
前記血流信号算出部は、前記血流信号として血流速度を算出し、
前記モーフォロジー処理部は、
前記膨張処理の前記構造要素の移動とともに、前記構造要素上の原点の画素に対応する血流速度を前記パワーの置き換え元の点の画素に対応する血流速度に置き換え、
前記収縮処理の前記構造要素の移動とともに、前記構造要素上の原点の画素に対応する血流速度を前記パワーの置き換え元の点の画素に対応する血流速度に置き換える。
請求項５に記載の発明は、請求項３又は４に記載の超音波画像診断装置において、
前記血流信号算出部は、前記血流信号として血流の分散を算出し、
前記モーフォロジー処理部は、
前記膨張処理の前記構造要素の移動とともに、前記構造要素上の原点の画素に対応する分散を前記パワーの置き換え元の点の画素に対応する分散に置き換え、
前記収縮処理の前記構造要素の移動とともに、前記構造要素上の原点の画素に対応する分散を前記パワーの置き換え元の点の画素に対応する分散に置き換える。
請求項６に記載の発明の超音波画像生成方法は、
送信信号の入力によって被検体に送信超音波を送信し反射超音波を受信する超音波探触子からの１ラインの前記送信超音波に対応して並列受信された複数ラインの前記反射超音波に対応する受信信号を生成する受信工程と、
前記複数ラインの受信信号から血流の状態を示す血流信号を算出する血流信号算出工程と、
前記血流信号にモーフォロジー処理を施すモーフォロジー処理工程と、
前記モーフォロジー処理が施された血流信号を含む血流信号をＣモード画像に変換するＣモード画像変換工程と、を含む。
請求項７に記載の発明のプログラムは、
コンピュータを、
送信信号の入力によって被検体に送信超音波を送信し反射超音波を受信する超音波探触子からの１ラインの前記送信超音波に対応して並列受信された複数ラインの前記反射超音波に対応する受信信号を生成する受信部、
前記複数ラインの受信信号から血流の状態を示す血流信号を算出する血流信号算出部、
前記血流信号にモーフォロジー処理を施すモーフォロジー処理部、
前記モーフォロジー処理が施された血流信号を含む血流信号をＣモード画像に変換するＣモード画像変換部、
として機能させる。
本発明によれば、複数ラインの並列受信におけるＣモード画像上で、ゲイン低下による信号の凹みを補償でき、且つ、細い血流のつぶれ、血流の辺縁のボケた広がり及び背景ノイズの増幅の発生を防ぐことができる。
本発明の第１の実施の形態による超音波画像診断装置の構成を示す概略ブロック図である。 超音波画像診断装置のハードウエアの主要な構成を示す図である。 ＱＳＰにおける超音波の送受信を示す図である。 Ｃモード画像生成部の内部構成を示すブロック図である。 （ａ）は、直交検波回路の内部構成を示すブロック図である。（ｂ）は、複素平面表示の複素ドプラー信号を示す図である。 コーナーターン制御部によるドプラー信号Ｉ，Ｑの格納を示す図である。 ＭＴＩフィルターの遮断特性を示す図である。 （ａ）は、第１の実施の形態におけるＶモード、Ｖ−Ｔモードでのノイズカットフィルター部の内部構成を示すブロック図である。（ｂ）は、第１の実施の形態におけるＰモードでのノイズカットフィルター部の内部構成を示すブロック図である。 （ａ）は、構造要素を示す図である。（ｂ）は、構造要素の移動経路を示す図である。 血流領域及び非血流領域におけるモーフォロジー処理の概念図である。 （ａ）は、血流速度及びパワーとの座標平面におけるキーホールフィルターの除去する信号成分を示す図である。（ｂ）は、複素座標平面におけるキーホールフィルターの除去する信号成分を示す図である。 （ａ）は、第２の実施の形態におけるＶモードでの頸動脈のＣモード画像を示す図である。（ｂ）は、第２の実施の形態におけるＰモードでの頸動脈のＣモード画像を示す図である。 （ａ）は、第２の実施の形態におけるＶモード、Ｖ−Ｔモードでのノイズカットフィルター部の内部構成を示すブロック図である。（ｂ）は、第２の実施の形態におけるＰモードでのノイズカットフィルター部の内部構成を示すブロック図である。 （ａ）は、第２の実施の形態におけるＶモードでの頸動脈のＣモード画像を示す図である。（ｂ）は、第２の実施の形態におけるＰモードでの頸動脈のＣモード画像を示す図である。 第３の実施の形態におけるＶモード、Ｖ−Ｔモードでのノイズカットフィルター部の内部構成を示すブロック図である。 第４の実施の形態におけるＶモード、Ｖ−Ｔモードでのノイズカットフィルター部の内部構成を示すブロック図である。 （ａ）は、従来の超音波画像診断装置におけるＶモードでの頸動脈のＣモード画像を示す図である。（ｂ）は、従来の超音波画像診断装置におけるＰモードでの頸動脈のＣモード画像を示す図である。
以下、本発明の第１、第２、第３、第４の実施の形態に係る超音波画像診断装置について、図面を参照して説明する。ただし、発明の範囲は図示例に限定されない。なお、以下の説明において、同一の機能及び構成を有するものについては、同一の符号を付し、その説明を省略する。
（第１の実施の形態）
図１〜図１２を参照して、本発明の第１の実施の形態を説明する。図１は、本実施の形態による超音波画像診断装置１００の構成を示す概略ブロック図である。図１の超音波画像診断装置１００は、超音波探触子１０１及び表示器１０２が接続された状態を示している。
図１に示す超音波画像診断装置１００は、制御器１及び操作部２を備える。制御器１は、送信部３、受信部４、Ｂモード画像生成部５、ＲＯＩ設定部６、Ｃモード画像生成部７、表示処理部８及び制御部９を含んでいる。
図２は、超音波画像診断装置１００のハードウエアの主要な構成を示す図である。ハードウエアの観点では、超音波画像診断装置１００は、例えば、パルサー５２、ＡＤコンバーター５４、増幅器５３、送信ビームフォーマー５５、受信ビームフォーマー５６、Ｂモード画像処理器５８、Ｃモード画像処理器５９、メモリ６０及び演算処理器６１によって構成される。超音波探触子１０１は超音波を送受信する複数の圧電変換素子５１を含み、ケーブルとコネクタまたは無線通信手段などを介して超音波画像診断装置１００に接続される。パルサー５２、ＡＤコンバーター５４及び増幅器５３は、圧電変換素子５１の数に対応して複数用意される。メモリ６０には、図１に示す各構成要素の機能を実現するための手順を規定したプログラム、及び、各構成要素を所定の手順で動作させることにより、超音波画像診断装置１００、超音波探触子１０１及び表示器１０２を制御し、以下のＢモード画像及びＣモード画像の生成及び表示するための手順を規定したプログラムが記憶されている。これらのプログラムがメモリ６０から逐次読み出され、演算処理器６１により実行される。
図１に示す各構成要素は、図２に示すハードウエアを用いて構成される。
送信部３は、パルサー５２及び送信ビームフォーマー５５によって構成される。受信部４は、増幅器５３及びＡＤコンバーター５４及び受信ビームフォーマー５６によって構成される。Ｂモード画像生成部５は、Ｂモード画像処理器５８によって構成され、Ｃモード画像生成部７は、Ｃモード画像処理器５９によって構成され、表示処理部８は、Ｂモード画像処理器５８及びＣモード画像処理器５９によって構成される。
ＲＯＩ設定部６の機能は、ソフトウエアによって実現される。具体的には、メモリ６０に記憶されたプログラムを演算処理器６１が実行することにより、ＲＯＩ設定部６の機能が実現される。つまり、ＲＯＩ設定部６は、プログラムによって構成されているともいえる。
上述したハードウエアの構成は一例であって種々の改変が可能である。例えば、Ｂモード画像生成部５やＣモード画像生成部７の機能は、ソフトウエアにより実現してもよい。また、送信ビームフォーマー５５及び受信ビームフォーマー５６の機能をソフトウエアにより実現してもよい。演算処理器６１及びメモリ６０を含むパソコンをこれらのハードウエアの代わりに用いてもよい。
また、制御器１の各機能ブロックについて、各々の機能ブロックの一部又は全部の機能を典型的には集積回路であるＬＳＩ（Large Scale Integration）として実現することもできる。これらは個別に１チップ化されてもよいし、一部または全てを含むように１チップ化されてもよい。なお、ここでは、ＬＳＩとしたが、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、専用回路または汎用プロセッサで実現してもよい。ＬＳＩ製造後に、プログラムすることが可能な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（ReConfigurable Processor）を利用してもよい。
さらには、半導体技術の進歩または派生する別技術によりＬＳＩに置き換わる集積回路化の技術が登場すれば、当然、その技術を用いて機能ブロックの集積化を行ってもよい。
上述したように、超音波探触子１０１は、一次元方向に配列された複数の圧電変換素子５１を有し、この圧電変換素子５１それぞれが後述する送信部３からの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、被計測物である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、複数の圧電変換素子５１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、超音波探触子１０１は、複数の圧電変換素子５１が一次元方向に配列された超音波探触子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、複数の圧電変換素子５１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圧電変換素子５１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、制御部９の制御に基づき、送信部３は、超音波探触子１０１が使用する圧電変換素子５１を選択し、圧電変換素子５１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から出力された送信電気信号を生成するための制御信号（以下、「送信信号」とする。）に基づき、超音波探触子１０１内で送信電気信号を生成し、この送信信号を圧電変換素子５１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、超音波画像診断装置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、超音波画像診断装置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、超音波画像診断装置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。
表示器１０２は、超音波画像診断装置１００（後述する表示処理部８）から出力された画像を表示する、いわゆるモニタである。なお、本実施の形態においては、表示器１０２が、超音波画像診断装置１００に接続される構成を示しているが、例えば、表示器１０２と後述の操作部２が一体として構成され、操作部２の操作が表示器１０２をタッチ操作することにより行われる、いわゆるタッチパネル式の超音波画像診断装置の場合には、超音波画像診断装置１００と表示器１０２とを一体として構成されることになる。ただし、本願においては、超音波画像診断装置１００と表示器１０２とを一体として構成される場合も、「表示器１０２が超音波画像診断装置１００に接続されている」とすることにする。
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画像診断装置１００、具体的には制御器１の制御部９に出力する。操作部２は、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の位置を指定する機能も含まれる。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）モード等を含めてもよい。
送信部３は、少なくとも送信部３で送信信号を生成し、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、圧電変換素子５１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を供給することで、超音波探触子１０１の圧電変換素子５１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、被計測物である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、Ｃモード画像を表示させる場合には、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ＱＳＰ（４列並列受信）用の電気的な送信信号を同一方向（同一ライン）にｎ（ｎは例えば６〜１２）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或いは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。
図３は、ＱＳＰにおける超音波の送受信を示す図である。図３に示すように、ＱＳＰでは、送信部３で生成される１方向（１ライン）の送信信号に基づく超音波探触子１０１からの一度の送信超音波の送信に対応して、その左右４方向（４ライン）分の反射超音波を超音波探触子１０１で同時に並列受信する。ＱＳＰによれば、１フレームをスキャンするための超音波の送受信回数を少なくできるので、フレームレートの向上に有効である。
受信部４は、ＱＳＰに対応する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、ＱＳＰにより超音波探触子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変換を行うことで受信信号を生成する。そして、送信部３による送信処理及び受信部４による受信処理を行うことで１枚の画像フレームに対応する複数の受信信号を取得し、これを繰り返し連続して行うことで受信部４は、複数の画像フレームに対応する複数の受信信号を取得する。
図３に示すように、ＱＳＰの並列受信の４ラインの外側の２ラインは、送信位置から遠くなるため、受信部４で生成する外側の２ラインの受信信号のゲインが、内側の２ラインのゲインに比べて低下する。本実施の形態では、外側の２ラインの受信信号のゲインの低下が後述するモーフォロジー処理により補償される。
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。
また、上述のＣモード画像を表示させるための送信部３、受信部４の送受信処理は、上記のものに限定されるものではない。例えば、送信部３、受信部４の送受信処理は、６並列受信等、他の複数並列受信に対応する送受信処理としてもよい。
Ｂモード画像生成部５は、一般的な超音波画像診断装置と同様の構造を備え、主にＢモード受信信号の振幅を解析して、被検体の内部構造が画像化されたデータ（以下、「Ｂモード画像データ」とする。）を生成する。このＢモード画像データは、表示器１０２に表示するためのデータであって、主に受信信号の信号強度に応じて輝度信号へと変換され、その輝度信号を直交座標系に対応するように座標変換が施された画像信号である。Ｂモード画像生成部５で生成されたＢモード画像データは、表示処理部８に供給される。
ＲＯＩ設定部６は、操作者が操作部２の操作により指定したＢモード画像上の所望の位置にＲＯＩを設定する。そして、ＲＯＩ設定部６は、Ｂモード画上像の所望の位置に設定されたＲＯＩに係る情報を送信部３及び表示処理部８に供給する。送信部３は、このＲＯＩに係る情報を用いて、ＲＯＩが指定された範囲内の被検体に対してＣモードに対応した送信処理を行うことができる。
Ｃモード画像生成部７は、受信部４で取得したＣモードでの受信信号に基づきＣモード画像を生成する。図４は、Ｃモード画像生成部７の内部構成を示すブロック図である。図４に示すように、具体的には、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、ノイズカットフィルター部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、を有し、それぞれ以下の機能を実行する。
直交検波回路７１は、受信部４で取得したＣモードでの受信信号を直交検波することにより、取得したＣモードでの受信信号と、参照信号との位相差を算出し、複素ドプラー信号を取得する。図５（ａ）は、直交検波回路７１の内部構成を示すブロック図である。図５（ｂ）は、複素平面表示の複素ドプラー信号を示す図である。
図５（ａ）に示すように、直交検波回路７１は、乗算部７１１，７１２と、ＬＰＦ（Low Pass Filter）７１３，７１４と、を有する。Ｃモードでの受信信号をａ・ｓｉｎ（ω０＋ωｄ）ｔで表すものとする。ω０は、参照波の角振動数である。乗算部７１１は、Ｃモードでの受信信号と参照波（ｓｉｎω０ｔ）との乗算を行う。乗算部７１２は、Ｃモードでの受信信号と参照波（ｃｏｓω０ｔ）との乗算を行う。
ＬＰＦ７１３は、乗算部７１１の乗算結果の信号の高周波成分をフィルタリングして、複素ドプラー信号の実成分であるドプラー信号Ｉとして出力する。ＬＰＦ７１４は、乗算部７１２の乗算結果の信号の高周波成分をフィルタリングして、複素ドプラー信号の虚成分であるドプラー信号Ｑとして出力する。すると、図５（ｂ）に示すように、ドプラー信号Ｉ，Ｑは、複素平面上で、複素ドプラー信号ｚ＝Ｉ＋ｊＱ＝Ａｅｊθ（ｊ：虚数単位）として表される。
振幅Ａ、位相θは、参照波の角振動数ω０に対応する周波数ｆ０を中心とする帯域の信号成分の振幅、位相である。このように、直交検波回路７１は、振幅Ａ、位相θを検出できる。
図６は、コーナーターン制御部７２によるドプラー信号Ｉ，Ｑの格納を示す図である。図６に示すように、コーナーターン制御部７２は、直交検波回路７１から出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（アンサンブル数）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。
図６における「（）」は、（音響線方向のラインの番号，アンサンブル方向の繰り返し回数の番号）である。図６では、アンサンブル数が８の例である。実際には、アンサンブル方向の番号毎のドプラー信号Ｉ，Ｑのデータは、ヘッダ部と、実データ部と、を含む。コーナーターン制御部７２は、メモリに格納されたドプラー信号Ｉ，Ｑの実データ部を、深さ毎に読み出す。
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等の情報（クラッター成分）も混在している。ＭＴＩフィルター７３は、コーナーターン制御部７２から出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７は、ＭＴＩフィルター７３の遮断特性を示す図である。
図７において、横軸にドプラー偏移周波数をとり、縦軸に信号強度をとり、ＭＴＩフィルター７３の遮断特性を点線で表す。血流成分は、高周波、小振幅の特性を有し、クラッター成分は、低周波、大振幅の特性を有する。図７に示すように、ＭＴＩフィルター７３は、クラッター成分を除去し、血流成分を透過するハイパスフィルターとしての遮断特性を有する。
相関演算部７４は、次式（１）により、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、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、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（２）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（３）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（４）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。
図８（ａ）は、本実施の形態におけるＶモード、Ｖ−Ｔモードでのノイズカットフィルター部７６の内部構成を示すブロック図である。図８（ｂ）は、本実施の形態におけるＰモードでのノイズカットフィルター部７６の内部構成を示すブロック図である。ノイズカットフィルター部７６は、データ変換部７５により算出されたパワーＰにモーフォロジー処理を施し、ＱＳＰの並列受信の外側のラインのゲイン低下を保障し、モーフォロジー処理を施したパワーＰと、血流速度Ｖ、分散Ｔと、をフィルタリングする。図８（ａ）、図８（ｂ）に示すように、ノイズカットフィルター部７６は、モーフォロジー処理部７６１と、キーホールフィルター７６２と、空間フィルター７６３と、を有する。
図８（ａ）、図８（ｂ）に示すように、Ｖモード、Ｖ−Ｔモード、Ｐモードのいずれにおいても、モーフォロジー処理部７６１は、データ変換部７５により算出されたパワーＰにモーフォロジー処理を施す。モーフォロジー処理は、物体形状に対する特徴を抽出する処理であり、構造要素と呼ばれる基本図形を用いて、対象図形に対し膨張処理（Dilation）や収縮処理（Erosion）、又はそれらを組み合わせた処理を施すことにより特徴抽出を行う。膨張処理は、図形の境界部分を構造要素の原点が通るように動かしたとき、構造要素が通った軌跡の部分だけ図形を膨張させる処理である。収縮処理は、膨張処理と同じように構造要素を動かしたとき、対象図形と構造要素の軌跡が重った領域を収縮する処理である。本実施の形態では、モーフォロジー処理部７６１は、クロージング処理として、データ変換部７５により算出されたパワーＰに、膨張処理及び収縮処理を順に施す。
構造要素は、任意の形状とサイズをもつ行列で構成される。図９（ａ）は、構造要素２００を示す図である。図９（ｂ）は、構造要素２００の移動経路を示す図である。図９（ａ）に示すように、本実施の形態で用いられる構造要素２００は、原点２０１と、原点２０１の左右に配置された隣接点２０２，２０３と、を有する。ここで、血流信号により構成される１フレームのＣモードの血流信号データをＣモードフレーム３００とする。図９（ｂ）に示すように、データ変換部７５により算出された血流速度Ｖに対応する１フレームのＣモードフレーム３００上で、構造要素２００が、同一の深さである左上端から右上端へのライン方向へ原点２０１が全ラインの各画素（Ｃモードフレーム３００はいわゆる画像ではないが、Ｃモードフレームを構成する個々のデータを画素と表記する。以下、同じ。）を通るように移動され、次いで、一段下の左端から右端へ同様に移動される。これらの移動を繰り返すことにより、原点２０１がＣモードフレーム３００の全画素を通るように、構造要素２００が移動される。なお、構造要素２００として、３点の横並びの形状のものを用いたが、これに限定されるものではなく、他の数の点、形状のものを用いてもよい。
モーフォロジー処理部７６１は、モーフォロジー処理の膨張処理として、上記の構造要素２００の移動とともに、次式（５）により、構造要素２００の各点の信号値を用いて、Ｃモードフレーム３００の各画素に対応する原点２０１のパワーＰの値を変更する。
式（５）において、左辺のＰが原点２０１の変更後のパワーＰの値であり、右辺のＰｉが構造要素２００の各点のパワーＰの値である。つまり、膨張処理において、原点２０１の画素に対応するパワーＰの値が、構造要素２００の３点の中で最大のパワーＰの点の画素に対応するパワーＰの値に置き換えられる。但し、構造要素２００を移動させる対象のＣモードフレーム３００の各画素に対応するパワーＰそのものを変更するものではなく、当該Ｃモードフレーム３００とは別にパワーＰの変更後のＣモードフレームの各画素に対応するパワーＰを設定するものとし、以下の構造要素２００の移動を伴う他の処理においても同様である。
そして、膨張処理の後、モーフォロジー処理部７６１は、収縮処理として、上記の構造要素２００の再度の移動とともに、次式（６）により、構造要素２００の各点の信号値を用いて、Ｃモードフレーム３００の各画素に対応する原点２０１のパワーＰの値を変更する。
式（６）において、左辺のＰが原点２０１の変更後のパワーＰの値であり、右辺のＰｉが構造要素２００の各点のパワーＰの値である。つまり、収縮処理において、原点２０１の画素に対応するパワーＰの値が、構造要素２００の３点の中で最小のパワーＰの点の画素に対応するパワーＰの値に置き換えられる。
図１０は、血流領域及び非血流領域におけるモーフォロジー処理の概念図である。図１０において、ＱＳＰの４ラインの並列受信のうち、反射超音波の内側の２ラインを「内」で表し、外側の２ラインを「外」で表し、縦方向を血流信号の信号レベルにとる。血流領域における外側の隣り合う２ラインを含む４ラインの領域を、領域Ｒ１，Ｒ２とし、非血流領域における外側の隣り合う２ラインを含む４ラインの領域を、領域Ｒ３とする。領域Ｒ１，Ｒ２において、モーフォロジー処理部７６１のモーフォロジー処理により、ＱＳＰにより信号レベルが低下した外側の２ラインに対応するパワーＰは、上向きの矢印で示すように高められて補償される。また、領域Ｒ３において、モーフォロジー処理部７６１のモーフォロジー処理は、血流の辺縁に対応するパワーＰの信号レベルが変更されず影響がない。
図１１（ａ）は、血流速度Ｖ及びパワーＰとの座標平面におけるキーホールフィルター７６２の除去する信号成分を示す図である。図１１（ｂ）は、複素座標平面におけるキーホールフィルター７６２の除去する信号成分を示す図である。
キーホールフィルター７６２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。図８（ａ）に示すように、Ｖモード、Ｖ−Ｔモードにおいて、キーホールフィルター７６２は、モーフォロジー処理部７６１によりモーフォロジー処理が施されたパワーＰと、データ変換部７５により算出された血流速度Ｖと、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。図８（ｂ）に示すように、Ｐモードにおいて、キーホールフィルター７６２は、モーフォロジー処理部７６１によりモーフォロジー処理が施されたパワーＰと、データ変換部７５により算出された血流速度Ｖと、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。
キーホールフィルター７６２は、図１１（ａ）に示すように、血流速度Ｖ、パワーＰのうち、横軸に血流速度Ｖ、縦軸にパワーＰをとる平面において、斜線で表した範囲（領域）の信号成分を除去する２次元ＬＵＴ（Look Up Table）として構成される。キーホールフィルター７６２が「キーホールフィルター」と呼ばれるのは、図１１（ａ）の座標平面の信号成分を除去する領域が、複素座標平面において、図１１（ｂ）に示す鍵穴の形状の領域となるからである。図１１（ｂ）において、血流速度Ｖがベクトルの位相角になり、パワーＰがベクトルの大きさになる。
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７６２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７６２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７６３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。図８（ａ）に示すように、Ｖモード又はＶ−Ｔモードにおいて、空間フィルター７６３は、キーホールフィルター７６２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。図８（ｂ）に示すように、Ｐモードにおいて、空間フィルター７６３は、キーホールフィルター７６２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、ノイズカットフィルター部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モード画像に変換して生成する。
表示処理部８は、表示器１０２に表示させる表示画像データを構築し、表示器１０２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モード画像を表示画面データ中に表示させる処理を行う。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モード画像を重畳させた合成画像データを生成し、これを表示画面データ中に表示させる処理を行う。
図１２（ａ）、図１２（ｂ）を参照して、超音波画像診断装置１００によるＣモード画像のゲイン補償の表示結果を説明する。図１２（ａ）は、本実施の形態におけるＶモードでの頸動脈のＣモード画像を示す図である。図１２（ｂ）は、本実施の形態におけるＰモードでの頸動脈のＣモード画像を示す図である。ただし、超音波診断装置において一般的に実施されている空間フィルターやＣモード画像変換などを省いて処理した画像を示している。
図１２（ａ）に示すように、超音波画像診断装置１００のモーフォロジー処理が施されたパワーＰと、血流速度Ｖ、分散Ｔと、に基づくＶモードでの頸動脈のＣモード画像は、図１７（ａ）の従来の超音波画像診断装置によるＶモードでの頸動脈のＣモード画像に比べて、ＱＳＰによる４ラインごとの縦縞が補償されている。また、図１２（ａ）のＣモード画像は、細い血流のつぶれ、血流の辺縁のボケた広がり及び背景ノイズの増幅も発生していない。
図１２（ｂ）に示すように、超音波画像診断装置１００のモーフォロジー処理が施されたパワーＰと、血流速度Ｖと、に基づくＰモードでの頸動脈のＣモード画像は、図１７（ｂ）の従来の超音波画像診断装置によるＰモードでの頸動脈のＣモード画像に比べて、ＱＳＰによる４ラインごとの縦縞が補償されている。また、図１２（ｂ）のＣモード画像は、細い血流のつぶれ、血流の辺縁のボケた広がり及び背景ノイズの増幅も発生していない。
以上、本実施の形態によれば、超音波画像診断装置１００は、送信部３により、超音波探触子１０１への送信信号を生成し、受信部４により、超音波探触子１０１からの１ラインの送信超音波に対応して並列受信された４ラインの反射超音波に対応する受信信号を生成し、直交検波回路７１、コーナーターン制御部７２、ＭＴＩフィルター７３、相関演算部７４、データ変換部７５により、４ラインの受信信号からパワーＰ、血流速度Ｖ、分散Ｔを算出し、モーフォロジー処理部７６１により、パワーＰにモーフォロジー処理を施し、Ｃモード画像変換部７８により、モーフォロジー処理が施されたパワーＰを含む血流信号をＣモード画像に変換する。モーフォロジー処理部７６１は、前記算出されたパワーＰに膨張処理を施し、膨張処理が施されたパワーＰに収縮処理を施す。モーフォロジー処理部７６１は、膨張処理として、Ｃモード画像の各画素上に構造要素２００を移動させるとともに、構造要素２００上の原点２０１の画素に対応するパワーＰを構造要素２００上のパワーＰが最大の点の画素に対応するパワーＰに置き換え、収縮処理として、Ｃモード画像の各画素上に構造要素２００を移動させるとともに、構造要素２００上の原点２０１の画素に対応するパワーＰを構造要素上のパワーＰが最小の点の画素に対応するパワーＰに置き換える。
このため、ＱＳＰでのＰモード、Ｖモード、Ｖ−ＴモードのＣモード画像上で、並列受信の外側のラインに対応するゲイン低下による信号の凹みを補償でき、且つ、細い血流のつぶれ、血流の辺縁のボケた広がり及び背景ノイズの増幅の発生を防ぐことができる。
（第２の実施の形態）
図１３及び図１４を参照して、本発明に係る第２の実施の形態を説明する。本実施の形態は、第１の実施の形態と同様に超音波画像診断装置１００を用いるが、モーフォロジー処理部７６１の動作が第１の実施の形態と異なる。このため、第１の実施の形態と同じ部分の説明を省略し、主としてモーフォロジー処理部７６１の説明を行う。
図１３（ａ）は、本実施の形態におけるＶモード、Ｖ−Ｔモードでのノイズカットフィルター部７６の内部構成を示すブロック図である。図１３（ｂ）は、本実施の形態におけるＰモードでのノイズカットフィルター部７６の内部構成を示すブロック図である。
図１３（ａ）、図１３（ｂ）に示すように、Ｖモード、Ｖ−Ｔモード、Ｐモードのいずれにおいても、モーフォロジー処理部７６１は、データ変換部７５により算出されたパワーＰ及び血流速度Ｖにモーフォロジー処理を施す。本実施の形態では、モーフォロジー処理部７６１は、クロージング処理として、データ変換部７５により算出されたパワーＰに、膨張処理及び収縮処理を順に施し、このパワーＰの変更に応じて血流速度Ｖの値を変更する。
本実施の形態においても、モーフォロジー処理部７６１は、図９（ｂ）に示すように、Ｃモードフレーム３００上で構造要素２００を移動させる。
モーフォロジー処理部７６１は、モーフォロジー処理の膨張処理として、上記の構造要素２００の移動とともに、次式（７）により、構造要素２００の各点の信号値を用いて、Ｃモードフレーム３００の各画素に対応する原点２０１のパワーＰの値を変更する。
式（７）において、左辺のＰが原点２０１の変更後のパワーＰの値であり、右辺のＰｉｍａｘが点ｉｍａｘのパワーＰの値である。ただし点ｉｍａｘは、構造要素２００の３点の中で最大のパワーＰのある点を示す。つまり、膨張処理において、原点２０１の画素に対応するパワーＰの値が、構造要素２００の３点の中で最大のパワーＰの点の画素に対応するパワーＰの値に置き換えられる。
さらに、モーフォロジー処理部７６１は、上記膨張処理と並行して、上記の構造要素２００の移動とともに、次式（８）により、構造要素２００の各点の信号値を用いて、Ｃモードフレーム３００の各画素に対応する原点２０１の血流速度Ｖの値を変更する。
式（８）において、左辺のＶが原点２０１の変更後の血流速度Ｖの値であり、右辺のＶｉｍａｘが点ｉｍａｘの血流速度Ｖの値である。つまり、原点２０１の画素に対応する血流速度Ｖの値が、構造要素２００の３点の中で最大のパワーＰの点の画素に対応する血流速度Ｖの値に置き換えられる。
そして、膨張処理の後、モーフォロジー処理部７６１は、収縮処理として、上記の構造要素２００の再度の移動とともに、次式（９）により、構造要素２００の各点の信号値を用いて、Ｃモードフレーム３００の各画素に対応する原点２０１のパワーＰの値を変更する。
式（９）において、左辺のＰが原点２０１の変更後のパワーＰの値であり、右辺のＰｉｍｉｎが点ｉｍｉｎのパワーＰの値である。ただし、点ｉｍｉｎは、構造要素２００の３点の中で最小のパワーＰのある点を示す。つまり、収縮処理において、原点２０１の画素に対応するパワーＰの値が、構造要素２００の３点の中で最小のパワーＰの点の画素に対応するパワーＰの値に置き換えられる。
さらに、モーフォロジー処理部７６１は、上記収縮処理と並行して、上記の構造要素２００の再度の移動とともに、次式（１０）により、構造要素２００の各点の信号値を用いて、Ｃモードフレーム３００の各画素に対応する原点２０１の血流速度Ｖの値を変更する。
式（１０）において、左辺のＶが原点２０１の置き換え後の血流速度Ｖの値であり、右辺のＶｉｍｉｎが点ｉｍｉｎの血流速度Ｖの値である。つまり、原点２０１の画素に対応する血流速度Ｖの値が、構造要素２００の３点の中で最小のパワーＰの点の画素に対応する血流速度Ｖの値に置き換えられる。
図１４（ａ）、図１４（ｂ）を参照して、超音波画像診断装置１００によるＣモード画像のゲイン補償の表示結果を説明する。図１４（ａ）は、本実施の形態におけるＶモードでの頸動脈のＣモード画像を示す図である。図１４（ｂ）は、本実施の形態におけるＰモードでの頸動脈のＣモード画像を示す図である。
図１４（ａ）に示すように、超音波画像診断装置１００のモーフォロジー処理が施されたパワーＰ、血流速度Ｖと、分散Ｔと、に基づくＶモードでの頸動脈のＣモード画像は、図１７（ａ）の従来の超音波画像診断装置によるＶモードでの頸動脈のＣモード画像に比べて、ＱＳＰによる４ラインごとの縦縞が補償されている。また、図１４（ａ）のＣモード画像は、細い血流のつぶれ、血流の辺縁のボケた広がり及び背景ノイズの増幅も発生していない。
図１４（ｂ）に示すように、超音波画像診断装置１００のモーフォロジー処理が施されたパワーＰ、血流速度Ｖに基づくＰモードでの頸動脈のＣモード画像は、図１７（ｂ）の従来の超音波画像診断装置によるＰモードでの頸動脈のＣモード画像に比べて、ＱＳＰによる４ラインごとの縦縞が補償されている。また、図１４（ｂ）のＣモード画像は、細い血流のつぶれ、血流の辺縁のボケた広がり及び背景ノイズの増幅も発生していない。
以上、本実施の形態によれば、モーフォロジー処理部７６１は、膨張処理として、Ｃモード画像の各画素上に構造要素２００を移動させるとともに、構造要素２００上の原点２０１の画素に対応するパワーＰを構造要素２００上のパワーＰが最大の点の画素に対応するパワーＰに置き換え、収縮処理として、Ｃモード画像の各画素上に構造要素２００を移動させるとともに、構造要素２００上の原点２０１の画素に対応するパワーＰを構造要素２００上のパワーＰが最小の点の画素に対応するパワーＰに置き換える。モーフォロジー処理部７６１は、膨張処理の構造要素２００の移動とともに、構造要素２００上の原点２０１の画素に対応する血流速度Ｖを前記パワーＰの置き換え元の点の画素に対応する血流速度Ｖに置き換え、収縮処理の構造要素２００の移動とともに、構造要素２００上の原点２０１の画素に対応する血流速度を前記パワーＰの置き換え元の点の画素に対応する血流速度Ｖに置き換える。
このため、ＱＳＰでのＰモード、Ｖモード、Ｖ−Ｔモード等のＣモード画像上で、ゲイン低下による信号の凹みを補償でき、且つ、細い血流のつぶれ、血流の辺縁のボケた広がり及び背景ノイズの増幅の発生を防ぐことができる。また、パワーＰが低くＳ／Ｎ（Signal to Noise）比が低い点のパワーＰをモーフォロジー処理で持ち上げてしまい、不適切な血流速度Ｖが表示されることを低減できる。
（第３の実施の形態）
図１５を参照して、本発明に係る第３の実施の形態を説明する。本実施の形態は、第１の実施の形態と同様に超音波画像診断装置１００を用いるが、モーフォロジー処理部７６１の動作が第１の実施の形態と異なる。このため、第１の実施の形態と同じ部分の説明を省略し、主としてモーフォロジー処理部７６１の説明を行う。
図１５は、本実施の形態におけるＶモード、Ｖ−Ｔモードでのノイズカットフィルター部７６の内部構成を示すブロック図である。
図１５に示すように、Ｖモード、Ｖ−Ｔモードのいずれにおいても、モーフォロジー処理部７６１は、データ変換部７５により算出されたパワーＰ及び分散Ｔにモーフォロジー処理を施す。本実施の形態では、モーフォロジー処理部７６１は、クロージング処理として、データ変換部７５により算出されたパワーＰに、膨張処理及び収縮処理を順に施し、このパワーＰの変更に応じて分散Ｔの値を変更する。
本実施の形態においても、モーフォロジー処理部７６１は、図９（ｂ）に示すように、Ｃモードフレーム３００上で構造要素２００を移動させる。
モーフォロジー処理部７６１は、モーフォロジー処理の膨張処理として、上記の構造要素２００の移動とともに、式（７）により、構造要素２００の各点の信号値を用いて、Ｃモードフレーム３００の各画素に対応する原点２０１のパワーＰの値を変更する。つまり、膨張処理において、原点２０１の画素に対応するパワーＰの値が、構造要素２００の３点の中で最大のパワーＰの点の画素に対応するパワーＰの値に置き換えられる。
さらに、モーフォロジー処理部７６１は、上記膨張処理と並行して、上記の構造要素２００の移動とともに、次式（１１）により、構造要素２００の各点の信号値を用いて、Ｃモードフレーム３００の各画素に対応する原点２０１の分散Ｔの値を変更する。
式（１１）において、左辺のＴが原点２０１の変更後の分散Ｔの信号値であり、右辺のＴｉｍａｘが点ｉｍａｘの分散Ｔの値である。つまり、原点２０１の画素に対応する分散Ｔの値が、構造要素２００の３点の中で最大のパワーＰの点の画素に対応する分散Ｔの値に置き換えられる。
そして、膨張処理の後、モーフォロジー処理部７６１は、収縮処理として、上記の構造要素２００の再度の移動とともに、式（９）により、構造要素２００の各点の信号値を用いて、Ｃモードフレーム３００の各画素に対応する原点２０１のパワーＰの値を変更する。つまり、収縮処理において、原点２０１の画素に対応するパワーＰの値が、構造要素２００の３点の中で最小の点の画素に対応するパワーＰの値に置き換えられる。
さらに、モーフォロジー処理部７６１は、上記収縮処理と並行して、上記の構造要素２００の再度の移動とともに、次式（１２）により、構造要素２００の各点の信号値を用いて、Ｃモードフレーム３００の各画素に対応する原点２０１の分散Ｔの値を変更する。
式（１２）において、左辺のＴが原点２０１の変更後の分散Ｔの値であり、右辺のＴｉｍｉｎが点ｉｍｉｎの分散Ｔの値である。つまり、原点２０１の画素に対応する分散Ｔの値が、構造要素２００の３点の中で最小のパワーＰの点の画素に対応する分散Ｔの値に置き換えられる。
本実施の形態での超音波画像診断装置１００のモーフォロジー処理が施されたパワーＰ、分散Ｔと、血流速度Ｖと、に基づくＶモードでの頸動脈のＣモード画像は、ＱＳＰによる４ラインごとの縦縞が補償され、細い血流のつぶれ、血流の辺縁のボケた広がり及び背景ノイズの増幅も発生しない。
Ｐモードでは、Ｃモード画像の生成に分散Ｔを使わない。このため、本実施の形態のＰモードでの超音波画像診断装置１００の動作は、図８（ｂ）に示すように、第１の実施の形態における動作と同様となる。
以上、本実施の形態によれば、モーフォロジー処理部７６１は、膨張処理として、Ｃモード画像の各画素上に構造要素２００を移動するとともに、構造要素２００上の原点２０１の画素に対応するパワーＰを構造要素２００上のパワーＰが最大の点の画素に対応するパワーＰに置き換え、収縮処理として、Ｃモード画像の各画素上に構造要素２００を移動させるとともに、構造要素２００上の原点２０１の画素に対応するパワーＰを構造要素２００上のパワーＰが最小の点の画素に対応するパワーＰに置き換える。モーフォロジー処理部７６１は、膨張処理の構造要素２００の移動とともに、構造要素２００上の原点２０１の画素に対応する分散Ｔを前記パワーＰの置き換え元の点の画素に対応する分散Ｔに置き換え、収縮処理の構造要素２００の移動とともに、構造要素２００上の原点２０１の画素に対応する分散Ｔを前記パワーＰの置き換え元の点の画素に対応する分散Ｔに置き換える。
このため、ＱＳＰでのＰモード、Ｖモード、Ｖ−Ｔモード等のＣモード画像上で、ゲイン低下による信号の凹みを補償でき、且つ、細い血流のつぶれ、血流の辺縁のボケた広がり及び背景ノイズの増幅の発生を防ぐことができる。また、パワーＰが低くＳ／Ｎ値が低い点のパワーＰをモーフォロジー処理で持ち上げてしまい、不適切な分散Ｔが表示されることを低減できる。
（第４の実施の形態）
図１６を参照して、本発明に係る第４の実施の形態を説明する。本実施の形態は、第１の実施の形態と同様に超音波画像診断装置１００を用いるが、モーフォロジー処理部７６１の動作が第１の実施の形態と異なる。このため、第１の実施の形態と同じ部分の説明を省略し、主としてモーフォロジー処理部７６１の説明を行う。
図１６は、本実施の形態におけるＶモード、Ｖ−Ｔモードでのノイズカットフィルター部７６の内部構成を示すブロック図である。
図１６に示すように、Ｖモード、Ｖ−Ｔモードのいずれにおいても、モーフォロジー処理部７６１は、データ変換部７５により算出されたパワーＰ、血流速度Ｖ及び分散Ｔにモーフォロジー処理を施す。本実施の形態では、モーフォロジー処理部７６１は、クロージング処理として、データ変換部７５により算出されたパワーＰに、膨張処理及び収縮処理を順に施し、このパワーＰの変更に応じて、血流速度Ｖ、分散Ｔの値を変更する。
本実施の形態においても、モーフォロジー処理部７６１は、図９（ｂ）に示すように、Ｃモードフレーム３００上で構造要素２００を移動させる。
モーフォロジー処理部７６１は、モーフォロジー処理の膨張処理として、上記の構造要素２００の移動とともに、式（７）により、構造要素２００の各点の信号値を用いて、Ｃモードフレーム３００の各画素に対応する原点２０１のパワーＰの値を変更する。つまり、膨張処理において、原点２０１のパワーＰの信号値が、構造要素２００の３点の中で最大のパワーＰの点のパワーＰの値に置き換えられる。
さらに、モーフォロジー処理部７６１は、上記膨張処理と並行して、上記の構造要素２００の移動とともに、式（８）により、構造要素２００の各点の信号値を用いて、Ｃモードフレーム３００の各画素に対応する原点２０１の血流速度Ｖの信号値を変更する。つまり、原点２０１の画素に対応する血流速度Ｖの値が、構造要素２００の３点の中で最大のパワーＰの点の画素に対応する血流速度Ｖの信号値に置き換えられる。
さらに、モーフォロジー処理部７６１は、上記膨張処理と並行して、上記の構造要素２００の移動とともに、式（１１）により、構造要素２００の各点の信号値を用いて、Ｃモードフレーム３００の各画素に対応する原点２０１の分散Ｔの値を変更する。つまり、原点２０１の画素に対応する分散Ｔの値が、構造要素２００の３点の中で最大のパワーＰの点の画素に対応する分散Ｔの値に置き換えられる。
そして、膨張処理の後、モーフォロジー処理部７６１は、収縮処理として、上記の構造要素２００の再度の移動とともに、式（９）により、構造要素２００の各点の信号値を用いて、Ｃモードフレーム３００の各画素に対応する原点２０１のパワーＰの値を変更する。つまり、収縮処理において、原点２０１の画素に対応するパワーＰ値が、構造要素２００の３点の中で最小のパワーＰの点の画素に対応するパワーＰの値に置き換えられる。
さらに、モーフォロジー処理部７６１は、上記収縮処理と並行して、上記の構造要素２００の再度の移動とともに、式（１０）により、構造要素２００の各点の信号値を用いて、Ｃモードフレーム３００の各画素に対応する原点２０１の血流速度Ｖの信号値を変更する。つまり、原点２０１の画素に対応する分散Ｔの信号値が、構造要素２００の３点の中で最小のパワーＰの点の画素に対応する血流速度Ｖの信号値に変更される。
さらに、モーフォロジー処理部７６１は、上記収縮処理と並行して、上記の構造要素２００の再度の移動とともに、式（１２）により、構造要素２００の各点の信号値を用いて、Ｃモードフレーム３００の各画素に対応する原点２０１の分散Ｔの値を変更する。つまり、原点２０１の画素に対応する分散Ｔの値が、構造要素２００の３点の中で最小のパワーＰの点の画素に対応する分散Ｔの値に置き換えられる。
本実施の形態での超音波画像診断装置１００のモーフォロジー処理が施されたパワーＰ、血流速度Ｖ、分散Ｔに基づくＶモードでの頸動脈のＣモード画像は、ＱＳＰによる４ラインごとの縦縞が補償され、細い血流のつぶれ、血流の辺縁のボケた広がり及び背景ノイズの増幅も発生しない。
Ｐモードでは、Ｃモード画像の生成に分散Ｔを使わない。このため、本実施の形態のＰモードでの超音波画像診断装置１００の動作は、図８（ｂ）に示すように、第１の実施の形態における動作と同様となる。
以上、本実施の形態によれば、モーフォロジー処理部７６１は、膨張処理として、Ｃモード画像の各画素上に構造要素２００を移動させるとともに、構造要素２００上の原点２０１の画素に対応するパワーＰを構造要素２００上のパワーＰが最大の点の画素に対応するパワーＰに置き換え、収縮処理として、Ｃモード画像の各画素上に構造要素２００を移動させるとともに、構造要素２００上の原点２０１の画素に対応するパワーＰを構造要素２００上のパワーＰが最小の点の画素に対応するパワーＰに置き換える。モーフォロジー処理部７６１は、膨張処理の構造要素２００の移動とともに、構造要素２００上の原点の画素に対応する血流速度Ｖ、分散Ｔを前記パワーＰの置き換え元の点の画素に対応する血流速度Ｖ、分散Ｔに置き換え、収縮処理の構造要素２００の移動とともに、構造要素２００上の原点の画素に対応する血流速度Ｖ、分散Ｔを前記パワーＰの置き換え元の点の画素に対応する血流速度Ｖ、分散Ｔに置き換える。
このため、ＱＳＰでのＰモード、Ｖモード、Ｖ−Ｔモード等のＣモード画像上で、ゲイン低下による信号の凹みを補償でき、且つ、細い血流のつぶれ、血流の辺縁のボケた広がり及び背景ノイズの増幅の発生を防ぐことができる。また、パワーＰが低くＳ／Ｎ値が低い点のパワーＰをモーフォロジー処理で持ち上げてしまい、不適切な血流速度Ｖ、分散Ｔが表示されることを低減できる。
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画像診断装置及び超音波画像生成方法の一例であり、これに限定されるものではない。
例えば、上記各実施の形態において、キーホールフィルター７６２は、Ｖモード、Ｖ−Ｔモードにおいて、パワーＰ、血流速度Ｖを用いて設定された除去する領域に対応する血流速度Ｖを除去し、Ｐモードにおいて、パワーＰ、血流速度Ｖを用いて設定された除去する領域に対応するを除去する構成としたが、これに限定されるものではない。例えば、キーホールフィルター７６２は、Ｖモード、Ｖ−Ｔモードにおいて、パワーＰ、血流速度Ｖを用いて設定された除去する領域に対応するパワーＰ、血流速度Ｖ、分散Ｔを除去し、Ｐモードにおいて、パワーＰ、血流速度Ｖを用いて設定された除去する領域に対応するパワーＰ、血流速度Ｖを除去する構成としてもよい。
また、上記各実施の形態において、Ｃモード画像処理器５９がＣモード画像生成部７の動作を行う構成としたが、これに限定されるものではない。Ｃモード画像生成部７の動作に対応する処理をプログラムの実行（例えば、演算処理器６１（制御部９）によるメモリ６０上のプログラムの実行）により行う構成としてもよい。本発明に係るプログラムのコンピュータ読み取り可能な媒体は、メモリ６０としたが、この例に限定されない。その他のコンピュータ読み取り可能な媒体として、フラッシュメモリ等の不揮発性メモリ、ＣＤ−ＲＯＭ等の可搬型記録媒体を適用することが可能である。また、本発明に係るプログラムのデータを通信回線を介して提供する媒体として、キャリアウエーブ（搬送波）も本発明に適用される。
また、以上の実施の形態における超音波画像診断装置１００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。
１００ 超音波画像診断装置
１ 制御器
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 Ｃモード画像生成部
７１ 直交検波回路
７１１，７１２ 乗算部
７１３，７１４ ＬＰＦ
７２ コーナーターン制御部
７３ ＭＴＩフィルター
７４ 相関演算部
７５ データ変換部
７６ ノイズカットフィルター部
７６１ モーフォロジー処理部
７６２ キーホールフィルター
７６３ 空間フィルター
７７ フレーム間フィルター
７８ Ｃモード画像変換部
８ 表示処理部
９ 制御部
５１ 圧電変換素子
５２ パルサー
５３ 増幅器
５４ ＡＤコンバーター
５５ 送信ビームフォーマー
５６ 受信ビームフォーマー
５８ Ｂモード画像処理器
５９ Ｃモード画像処理器
６０ メモリ
６１ 演算処理器
１０１ 超音波探触子
１０２ 表示器

Claims (7)

  1. 被検体に送信超音波を送信し反射超音波を受信する超音波探触子が接続可能な超音波診断装置であって、
    前記超音波探触子への送信信号を生成する送信部と、
    前記超音波探触子からの１ラインの前記送信超音波に対応して並列受信された複数ラインの前記反射超音波に対応する受信信号を生成する受信部と、
    前記複数ラインの受信信号から血流の状態を示す血流信号を算出する血流信号算出部と、
    前記血流信号にモーフォロジー処理を施すモーフォロジー処理部と、
    前記モーフォロジー処理が施された血流信号を含む血流信号をＣモード画像に変換するＣモード画像変換部と、を備える超音波画像診断装置。
  2. 前記血流信号算出部は、前記血流信号として血流のパワーを算出し、
    前記モーフォロジー処理部は、前記モーフォロジー処理として、前記算出されたパワーに膨張処理を施し、当該膨張処理が施されたパワーに収縮処理を施す請求項１に記載の超音波画像診断装置。
  3. 前記モーフォロジー処理部は、
    前記膨張処理として、Ｃモード画像の各画素上に構造要素を移動させるとともに、当該構造要素上の原点の画素に対応するパワーを当該構造要素上のパワーが最大の点の画素に対応するパワーに置き換え、
    前記収縮処理として、Ｃモード画像の各画素上に前記構造要素を移動させるとともに、当該構造要素上の原点の画素に対応するパワーを当該構造要素上のパワーが最小の点の画素に対応するパワーに置き換える請求項２に記載の超音波画像診断装置。
  4. 前記血流信号算出部は、前記血流信号として血流速度を算出し、
    前記モーフォロジー処理部は、
    前記膨張処理の前記構造要素の移動とともに、前記構造要素上の原点の画素に対応する血流速度を前記パワーの置き換え元の点の画素に対応する血流速度に置き換え、
    前記収縮処理の前記構造要素の移動とともに、前記構造要素上の原点の画素に対応する血流速度を前記パワーの置き換え元の点の画素に対応する血流速度に置き換える請求項３に記載の超音波画像診断装置。
  5. 前記血流信号算出部は、前記血流信号として血流の分散を算出し、
    前記モーフォロジー処理部は、
    前記膨張処理の前記構造要素の移動とともに、前記構造要素上の原点の画素に対応する分散を前記パワーの置き換え元の点の画素に対応する分散に置き換え、
    前記収縮処理の前記構造要素の移動とともに、前記構造要素上の原点の画素に対応する分散を前記パワーの置き換え元の点の画素に対応する分散に置き換える請求項３又は４に記載の超音波画像診断装置。
  6. 送信信号の入力によって被検体に送信超音波を送信し反射超音波を受信する超音波探触子からの１ラインの前記送信超音波に対応して並列受信された複数ラインの前記反射超音波に対応する受信信号を生成する受信工程と、
    前記複数ラインの受信信号から血流の状態を示す血流信号を算出する血流信号算出工程と、
    前記血流信号にモーフォロジー処理を施すモーフォロジー処理工程と、
    前記モーフォロジー処理が施された血流信号を含む血流信号をＣモード画像に変換するＣモード画像変換工程と、を含む超音波画像生成方法。
  7. コンピュータを、
    送信信号の入力によって被検体に送信超音波を送信し反射超音波を受信する超音波探触子からの１ラインの前記送信超音波に対応して並列受信された複数ラインの前記反射超音波に対応する受信信号を生成する受信部、
    前記複数ラインの受信信号から血流の状態を示す血流信号を算出する血流信号算出部、
    前記血流信号にモーフォロジー処理を施すモーフォロジー処理部、
    前記モーフォロジー処理が施された血流信号を含む血流信号をＣモード画像に変換するＣモード画像変換部、
    として機能させるためのプログラム。
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