WO2020149191A1 - 画像解析装置 - Google Patents

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Abstract

実施形態に係る超音波診断装置（１）は、造影画像生成部（１６２）と、血流画像生成部（１６３）と、出力制御部（１６５）とを備える。造影画像生成部は、造影剤が投与された被検体から収集された造影信号に基づいて造影画像データを生成する。血流画像生成部は、前記造影信号に対し、フィルタ処理を行うことで推定した血流信号に基づいて血流画像データを生成する。出力制御部は、前記造影画像データ及び前記血流画像データに基づいて、関心領域のうち前記造影剤が滞留する領域を示す情報を出力する。

Description

画像解析装置
　本発明の実施形態は、画像解析装置に関する。
　従来、超音波診断装置では、種々の目的に応じたイメージング方法が行われている。例えば、超音波診断装置では、コントラストハーモニックイメージング（ＣＨＩ：Contrast　Harmonic　Imaging）と呼ばれる造影エコー法が行われている。ＣＨＩでは、例えば、心臓や肝臓等の検査において、静脈から造影剤が注入されて画像化が行われる。
　ＣＨＩにより得られる造影画像には、主には被検体内の血管が描出される。しかし、造影画像には、血管から漏出し、クッパー細胞に補足されるなどして組織に滞留している造影剤も描出される場合がある。
国際公開第２０１４／１１５７８２号 特開２００９－１１９１３４号公報 特開２０１８－０１５１５５号公報
　本発明が解決しようとする課題は、造影剤の滞留箇所の解析を行うことができる画像解析装置を提供することである。
　実施形態に係る超音波診断装置は、造影画像生成部と、血流画像生成部と、出力制御部とを備える。造影画像生成部は、造影剤が投与された被検体から収集された造影信号に基づいて造影画像データを生成する。血流画像生成部は、前記造影信号に対し、フィルタ処理を行うことで推定した血流信号に基づいて血流画像データを生成する。出力制御部は、前記造影画像データ及び前記血流画像データに基づいて、関心領域のうち前記造影剤が滞留する領域を示す情報を出力する。
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示すブロック図である。 図２は、第１の実施形態に係る第１超音波走査及び第２超音波走査の一例を説明するための図である。 図３は、第１の実施形態に係る第１超音波走査及び第２超音波走査の一例を説明するための図である。 図４は、第１の実施形態において位相変調法が用いられる場合の一例を説明するための図である。 図５は、第１の実施形態において振幅変調法が用いられる場合の一例を説明するための図である。 図６は、第１の実施形態に係る第１超音波走査の一例について説明するための図である。 図７は、第１の実施形態に係る特定機能の処理を説明するための図である。 図８は、第１の実施形態に係る特定機能の処理を説明するための図である。 図９は、第１の実施形態に係る出力制御機能の処理を説明するための図である。 図１０は、第１の実施形態に係る出力制御機能の処理を説明するための図である。 図１１は、第１の実施形態に係る出力制御機能の処理を説明するための図である。 図１２は、第１の実施形態に係る超音波診断装置による処理手順を示すフローチャートである。 図１３は、第１の実施形態に係る組織画像生成処理における処理手順を示すフローチャートである。 図１４は、第１の実施形態に係る造影画像生成処理における処理手順を示すフローチャートである。 図１５は、第１の実施形態に係る血流画像生成処理における処理手順を示すフローチャートである。 図１６は、第２の実施形態に係る処理回路の処理を説明するための図である。 図１７は、その他の実施形態に係る医用情報処理装置の構成例を示すブロック図である。
　以下、図面を参照して、実施形態に係る画像解析装置を説明する。なお、実施形態は、以下の実施形態に限られるものではない。また、一つの実施形態に記載した内容は、原則として他の実施形態にも同様に適用可能である。
（第１の実施形態）
　図１は、第１の実施形態に係る超音波診断装置１の構成例を示すブロック図である。図１に例示するように、第１の実施形態に係る超音波診断装置１は、装置本体１００と、超音波プローブ１０１と、入力装置１０２と、ディスプレイ１０３とを有する。
　超音波プローブ１０１は、例えば、圧電振動子等の複数の素子を有する。これら複数の素子は、装置本体１００が有する送受信回路１１０の送信回路１１１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１０１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１０１は、例えば、圧電振動子に設けられる整合層と、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等を有する。なお、超音波プローブ１０１は、装置本体１００と着脱自在に接続される。
　超音波プローブ１０１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１０１が有する複数の素子にて受信される。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、周波数偏移を受ける。そして、超音波プローブ１０１は、反射波信号を後述する送受信回路１１０の受信回路１１２に出力する。
　超音波プローブ１０１は、装置本体１００と着脱可能に設けられる。被検体Ｐ内の２次元領域の走査（２次元走査）を行う場合、操作者は、例えば、複数の圧電振動子が一列で配置された１Ｄアレイプローブを超音波プローブ１０１として装置本体１００に接続する。１Ｄアレイプローブは、リニア型超音波プローブ、コンベックス型超音波プローブ、セクタ型超音波プローブ等である。また、被検体Ｐ内の３次元領域の走査（３次元走査）を行う場合、操作者は、例えば、メカニカル４Ｄプローブや２Ｄアレイプローブを超音波プローブ１０１として装置本体１００と接続する。メカニカル４Ｄプローブは、１Ｄアレイプローブのように一列で配列された複数の圧電振動子を用いて２次元走査が可能であるとともに、複数の圧電振動子を所定の角度（揺動角度）で揺動させることで３次元走査が可能である。また、２Ｄアレイプローブは、マトリックス状に配置された複数の圧電振動子により３次元走査が可能であるとともに、超音波を集束して送信することで２次元走査が可能である。
　入力装置１０２は、例えば、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、ジョイスティック等の入力手段により実現される。入力装置１０２は、超音波診断装置１の操作者からの各種設定要求を受け付け、受け付けた各種設定要求を装置本体１００に転送する。
　ディスプレイ１０３は、例えば、超音波診断装置１の操作者が入力装置１０２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１００において生成された超音波画像データにより示される超音波画像等を表示したりする。ディスプレイ１０３は、液晶モニタやＣＲＴ（Cathode　Ray　Tube）モニタ等によって実現される。
　装置本体１００は、超音波プローブ１０１が受信した反射波信号に基づいて超音波画像データを生成する。なお、超音波画像データは、画像データの一例である。装置本体１００は、超音波プローブ１０１が受信した被検体Ｐの２次元領域に対応する反射波データに基づいて２次元の超音波画像データを生成可能である。また、装置本体１００は、超音波プローブ１０１が受信した被検体Ｐの３次元領域に対応する反射波データに基づいて３次元の超音波画像データを生成可能である。
　図１に示すように、装置本体１００は、送受信回路１１０と、バッファメモリ１２０と、Ｂモード処理回路１３０と、ドプラ処理回路１４０と、記憶回路１５０と、処理回路１６０とを有する。
　送受信回路１１０は、処理回路１６０による制御を受けて、超音波プローブ１０１から超音波を送信させるとともに、超音波プローブ１０１に超音波（超音波の反射波）を受信させる。すなわち、送受信回路１１０は、超音波プローブ１０１を介して超音波走査（超音波スキャン）を実行する。送受信回路１１０は、送受信部の一例である。送受信回路１１０は、送信回路１１１と、受信回路１１２とを有する。
　送信回路１１１は、処理回路１６０による制御を受けて、超音波プローブ１０１から超音波を送信させる。送信回路１１１は、レートパルサ発生回路と、送信遅延回路と、送信パルサとを有し、超音波プローブ１０１に駆動信号を供給する。送信回路１１１は、被検体Ｐ内の２次元領域を走査（スキャン）する場合、超音波プローブ１０１から２次元領域を走査するための超音波ビームを送信させる。また、送信回路１１１は、被検体Ｐ内の３次元領域を走査する場合、超音波プローブ１０１から３次元領域を走査するための超音波ビームを送信させる。
　レートパルサ発生回路は、所定のレート周波数（ＰＲＦ：Pulse　Repetition　Frequency）で、送信超音波（送信ビーム）を形成するためのレートパルスを繰り返し発生する。レートパルスが送信遅延回路を経由することで、異なる送信遅延時間を有した状態で送信パルサに電圧が印加される。例えば、送信遅延回路は、超音波プローブ１０１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、レートパルサ発生回路により発生される各レートパルスに対して与える。送信パルサは、かかるレートパルスに基づくタイミングで、超音波プローブ１０１に駆動信号（駆動パルス）を印加する。なお、送信遅延回路は、各レートパルスに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超音波の送信方向を任意に調整する。
　駆動パルスは、送信パルサからケーブルを介して超音波プローブ１０１内の圧電振動子まで伝達した後に、圧電振動子において電気信号から機械的振動に変換される。この機械的振動によって発生した超音波は、生体内部に送信される。ここで、圧電振動子ごとに異なる送信遅延時間を持った超音波は、集束されて、所定方向に伝搬していく。
　なお、送信回路１１１は、処理回路１６０による制御を受けて、所定の走査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する。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、または、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。
　超音波プローブ１０１により送信された超音波の反射波は、超音波プローブ１０１内部の圧電振動子まで到達した後、圧電振動子において、機械的振動から電気的信号（反射波信号）に変換され、受信回路１１２に入力される。受信回路１１２は、プリアンプと、Ａ／Ｄ（Analog　to　Digital）変換器と、直交検波回路等を有し、超音波プローブ１０１が受信した反射波信号に対して各種処理を行って反射波データを生成する。そして、受信回路１１２は、生成した反射波データをバッファメモリ１２０に格納する。
　プリアンプは、反射波信号をチャンネルごとに増幅してゲイン調整（ゲイン補正）を行う。Ａ／Ｄ変換器は、ゲイン補正された反射波信号をＡ／Ｄ変換することでゲイン補正された反射波信号をデジタル信号に変換する。直交検波回路は、Ａ／Ｄ変換された反射波信号をベースバンド帯域の同相信号（Ｉ信号、Ｉ：In-phase）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（ＩＱ信号）を反射波データとしてバッファメモリ１２０に格納する。
　受信回路１１２は、超音波プローブ１０１が受信した２次元の反射波信号から２次元の反射波データを生成する。また、受信回路１１２は、超音波プローブ１０１が受信した３次元の反射波信号から３次元の反射波データを生成する。
　ここで、本実施形態に係る超音波診断装置１は、血流情報を示す血流画像、造影剤により微細な毛細血管等の組織灌流が描出された造影画像、及び、組織形状を示す組織画像を表示する。なお、血流画像は、血流画像データであるカラードプラ画像データにより示される画像である。また、造影画像は、造影画像データであるＢモード画像データにより示される画像である。また、組織画像は、組織画像データであるＢモード画像データにより示される画像である。
　そして、かかる表示を行うために、送受信回路１１０は、ドプラモードで血流画像データを収集するための超音波走査（第１超音波走査）を実行するとともに、Ｂモードで組織画像データ及び造影画像データを収集するための超音波走査（第２超音波走査）を実行する。第１超音波走査は、造影剤が注入された被検体Ｐ内の領域（第１走査領域）に対する超音波走査であり、第１走査領域内の血流情報を取得する超音波走査である。第２超音波走査は、被検体Ｐ内の領域（第２走査領域）内の組織形状の情報、及び、微細な毛細血管等の組織灌流に関する情報を取得する超音波走査である。
　すなわち、送受信回路１１０は、組織画像データ及び造影画像データを収集する際に、組織画像を収集するための超音波走査、及び、造影画像を収集するための超音波走査を別々に行うのではなく、１つの第２超音波走査を実行する。すなわち、送受信回路１１０が第１超音波走査及び第２超音波走査の２種類の超音波走査を実行するだけで、超音波診断装置１は、血流画像、組織画像及び造影画像の３種類の画像を収集することができる。
　第１走査領域と第２走査領域とは少なくとも一部で重なっていればよい。第１走査領域の範囲と第２走査領域の範囲は、同じ範囲であってもよく、第１走査領域の範囲が第２走査領域の範囲より小さくてもよく、第２走査領域の範囲が第１走査領域の範囲より小さくても良い。
　バッファメモリ１２０は、送受信回路１１０により生成された反射波データを一時的に記憶するメモリである。例えば、バッファメモリ１２０は、数フレーム分の反射波データ、又は、数ボリューム分の反射波データを記憶する。例えば、バッファメモリ１２０は、受信回路１１２の制御により、所定数のフレーム分の反射波データを記憶する。そして、バッファメモリ１２０は、所定数のフレーム分の反射波データを記憶している状態で、新たに１フレーム分の反射波データが受信回路１１２により生成された場合、受信回路１１２による制御を受けて、生成された時間が最も古い１フレーム分の反射波データを破棄し、新たに生成された１フレーム分の反射波データを記憶する。例えば、バッファメモリ１２０は、ＲＡＭ（Random　Access　Memory）、フラッシュメモリ等の半導体メモリ素子によって実現される。
　Ｂモード処理回路１３０及びドプラ処理回路１４０は、バッファメモリ１２０から反射波データを読み出し、読み出した反射波データに対して、各種の信号処理を行う信号処理部である。
　Ｂモード処理回路１３０は、バッファメモリ１２０から読み出した反射波データに対して、対数増幅及び包絡線検波処理等を行って、サンプル点ごとの信号強度（振幅強度）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。Ｂモード処理回路１３０は、生成したＢモードデータを処理回路１６０に出力する。Ｂモード処理回路１３０は、例えば、プロセッサにより実現される。
　なお、Ｂモード処理回路１３０は、検波周波数を変化させることで、映像化する周波数帯域を変えることができる。このＢモード処理回路１３０の機能を用いることにより、第１の実施形態に係る超音波診断装置１は、造影剤からの非線形信号を映像化するコントラストハーモニックイメージング（ＣＨＩ：Contrast　Harmonic　Imaging）を実行可能である。例えば、Ｂモード処理回路１３０は、造影画像データの元となるＢモードデータ（第２のＢモードデータ）を生成することができる。第１の実施形態に係るＢモード処理回路１３０が行う具体的な処理については、後に詳述する。
　ドプラ処理回路１４０は、バッファメモリ１２０から読み出した反射波データを周波数解析することで、ドプラ効果に基づく移動体（血流や組織、造影剤エコー成分等）の運動情報を抽出し、抽出した運動情報を示すデータ（ドプラデータ）を生成する。例えば、ドプラ処理回路１４０は、移動体の運動情報として、平均速度、平均分散値及び平均パワー値等を多点に渡り抽出し、抽出した移動体の運動情報を示すドプラデータを生成する。ドプラ処理回路１４０は、生成したドプラデータを処理回路１６０に出力する。
　上記のドプラ処理回路１４０の機能を用いて、第１の実施形態に係る超音波診断装置１は、カラーフローマッピング（ＣＦＭ：Color　Flow　Mapping）法とも呼ばれるカラードプラ法を実行可能である。カラーフローマッピング法では、超音波の送受信が複数の走査線上で複数回行われる。そして、カラーフローマッピング法では、同一位置のデータ列に対してＭＴＩ(Moving　Target　Indicator)フィルタを掛けることで、同一位置のデータ列から、静止している組織、或いは、動きの遅い組織に由来する信号（クラッタ信号）を抑制して、血流に由来する信号を抽出する。そして、カラーフローマッピング法では、この血流信号から血流の速度、血流の分散、血流のパワー等の血流情報を推定する。後述する処理回路１６０は、血流情報の推定結果の分布を、例えば、２次元でカラー表示した超音波画像データ（血流画像データ：カラードプラ画像データ）を生成する。そして、ディスプレイ１０３は、血流画像データが示す血流画像を表示する。
　本実施形態に係るドプラ処理回路１４０は、ＭＴＩフィルタとして、入力信号に応じて係数を変化させる適応型のＭＴＩフィルタを用いる。例えば、ドプラ処理回路１４０は、適応型のＭＴＩフィルタとして、「Eigenvector　Regression　Filter」と呼ばれるフィルタを用いる。以下、固有ベクトルを用いた適応型ＭＴＩフィルタである「Eigenvector　Regression　Filter」を、「固有ベクトル型ＭＴＩフィルタ」と記載する。
　固有ベクトル型ＭＴＩフィルタは、相関行列から固有ベクトルを計算し、計算した固有ベクトルから、クラッタ成分抑制処理に用いる係数を計算する。この方法は、主成分分析や、カルーネン・レーベル変換（Karhunen-Loeve　transform）、固有空間法で使われている手法を応用したものである。
　固有ベクトル型ＭＴＩフィルタを用いる第１の実施形態に係るドプラ処理回路１４０は、同一位置（同一サンプル点）の連続した反射波データのデータ列から、第１走査領域の相関行列を計算する。そして、ドプラ処理回路１４０は、相関行列の固有値及び当該固有値に対応する固有ベクトルを計算する。そして、ドプラ処理回路１４０は、各固有値の大きさに基づいて各固有ベクトルを並べた行列のランクを低減した行列を、クラッタ成分を抑制するフィルタ行列として計算する。
　そして、ドプラ処理回路１４０は、フィルタ行列を用いて、同一位置（同一サンプル点）の連続した反射波データのデータ列から、クラッタ成分が抑制され、血流に由来する血流信号が抽出されたデータ列を特定する。そして、ドプラ処理回路１４０は、特定したデータ列を用いた自己相関演算等の演算を行って、血流情報を推定する。そして、ドプラ処理回路１４０は、推定した血流情報を示すドプラデータを処理回路１６０に出力する。なお、第１の実施形態に係るドプラ処理回路１４０が行う具体的な処理については、後に詳述する。ドプラ処理回路１４０は、例えば、プロセッサにより実現される。ドプラ処理回路１４０は、血流情報取得部の一例である。
　Ｂモード処理回路１３０及びドプラ処理回路１４０は、２次元の反射波データ及び３次元の反射波データの両方について処理可能である。
　記憶回路１５０は、超音波送受信、画像処理及び表示処理を行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。例えば、記憶回路１５０は、ＲＡＭ、フラッシュメモリ等の半導体メモリ素子、ハードディスク、又は光ディスクによって実現される。
　例えば、記憶回路１５０は、処理回路１６０により生成された各種の画像データを記憶する。また、記憶回路１５０は、Ｂモード処理回路１３０及びドプラ処理回路１４０により生成されたデータも記憶する。記憶回路１５０が記憶するＢモードデータやドプラデータは、例えば、診断の後に操作者が呼び出すことが可能となっており、処理回路１６０を経由して表示用の超音波画像データとなる。
　処理回路１６０は、超音波診断装置１の処理全体を制御する。具体的には、処理回路１６０は、入力装置１０２を介して操作者から入力された各種設定要求や、記憶回路１５０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、送信回路１１０、Ｂモード処理回路１３０、及びドプラ処理回路１４０の処理を制御する。また、処理回路１６０は、記憶回路１５０に記憶された表示用の超音波画像データにより示される超音波画像を表示するようにディスプレイ１０３を制御する。処理回路１６０は、例えば、プロセッサにより実現される。超音波画像は、画像の一例である。
　また、処理回路１６０は、送受信回路１１０を介して超音波プローブ１０１を制御することで、超音波走査の制御を行う。例えば、処理回路１６０は、上述した第１超音波走査及び第２超音波走査の制御を行う。
　処理回路１６０は、Ｂモード処理回路１３０及びドプラ処理回路１４０が出力したデータから超音波画像データを生成する。処理回路１６０は、Ｂモード処理回路１３０が生成した２次元のＢモードデータから反射波の強度を輝度で表した２次元Ｂモード画像データを生成する。また、処理回路１６０は、ドプラ処理回路１４０が生成した２次元のドプラデータから血流情報が映像化された２次元ドプラ画像データを生成する。２次元ドプラ画像データは、速度画像データ、分散画像データ、パワー画像データ、又は、これらを組み合わせた画像データである。処理回路１６０は、血流情報としてのドプラデータから、ドプラ画像データとして、血流情報がカラーで表示される血流画像データを生成したり、１つの血流情報がグレースケールで表示される血流画像データを生成したりする。処理回路１６０は、プロセッサにより実現される。
　ここで、処理回路１６０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（走査コンバート）し、表示用の超音波画像データを生成する。例えば、処理回路１６０は、超音波プローブ１０１による超音波の走査形態に応じて座標変換を行うことで、表示用の超音波画像データを生成する。また、処理回路１６０は、走査コンバート以外に種々の画像処理として、例えば、走査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）等を行う。また、処理回路１６０は、超音波画像データに、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する。
　更に、処理回路１６０は、Ｂモード処理回路１３０により生成された３次元のＢモードデータに対して座標変換を行うことで、３次元Ｂモード画像データを生成する。また、処理回路１６０は、ドプラ処理回路１４０により生成された３次元のドプラデータに対して座標変換を行うことで、３次元ドプラ画像データを生成する。すなわち、処理回路１６０は、「３次元のＢモード画像データ及び３次元ドプラ画像データ」を「３次元超音波画像データ（ボリュームデータ）」として生成する。そして、処理回路１６０は、ボリュームデータをディスプレイ１０３にて表示するための各種の２次元画像データを生成するために、ボリュームデータに対して様々なレンダリング処理を行う。
　処理回路１６０が行うレンダリング処理としては、例えば、断面再構成法（ＭＰＲ：Multi　Planer　Reconstruction）を行ってボリュームデータからＭＰＲ画像データを生成する処理がある。また、処理回路１６０が行うレンダリング処理としては、例えば、３次元の情報を反映した２次元画像データを生成するボリュームレンダリング（ＶＲ：Volume　Rendering）処理がある。処理回路１６０は、画像生成部の一例である。
　Ｂモードデータ及びドプラデータは、走査コンバート処理前の超音波画像データであり、処理回路１６０が生成するデータは、走査コンバート処理後の表示用の超音波画像データである。なお、Ｂモードデータ及びドプラデータは、生データ（Raw　Data）とも呼ばれる。
　上記説明において用いた「プロセッサ」という文言は、例えば、ＣＰＵ（Central　Processing　Unit）、ＧＰＵ（Graphics　Processing　Unit）、特定用途向け集積回路（Application　Specific　Integrated　Circuit：ＡＳＩＣ）、若しくは、プログラマブル論理デバイス（例えば、単純プログラマブル論理デバイス（Simple　Programmable　Logic　Device：ＳＰＬＤ）、複合プログラマブル論理デバイス（Complex　Programmable　Logic　Device：ＣＰＬＤ）、又は、フィールドプログラマブルゲートアレイ（Field　Programmable　Gate　Array：ＦＰＧＡ））等の回路を意味する。プロセッサは、記憶回路１５０に保存されたプログラムを読み出し実行することで機能を実現する。なお、記憶回路１５０にプログラムを保存する代わりに、プロセッサの回路内にプログラムを直接組み込むよう構成しても構わない。この場合、プロセッサは回路内に組み込まれたプログラムを読み出し実行することで機能を実現する。なお、本実施形態の各プロセッサは、プロセッサごとに単一の回路として構成される場合に限らず、複数の独立した回路を組み合わせて１つのプロセッサとして構成し、その機能を実現するようにしてもよい。更に、図１における複数の構成要素を１つのプロセッサへ統合してその機能を実現するようにしてもよい。
　以上、第１の実施形態に係る超音波診断装置１の全体構成について説明した。
　ところで、コントラストハーモニックイメージング（ＣＨＩ：Contrast　Harmonic　Imaging）において、造影剤は、血管から漏出し、組織に滞留する場合がある。造影剤の滞留箇所では、造影剤が流れている箇所（つまり血管）との目視による識別が困難になるため、血流動態が把握し難くなってしまう。また、腫瘤における造影剤の滞留箇所の均一性が、乳房に生じた腫瘤の良悪性判別に利用される場合がある。
　そこで、第１の実施形態に係る超音波診断装置１は、造影剤の滞留箇所の解析を行うために、以下の処理機能を実行する。すなわち、超音波診断装置１において、処理回路１６０は、組織画像生成機能１６１と、造影画像生成機能１６２と、血流画像生成機能１６３と、特定機能１６４と、出力制御機能１６５とを実行する。なお、組織画像生成機能１６１は、組織画像生成部の一例である。また、造影画像生成機能１６２は、造影画像生成部の一例である。また、血流画像生成機能１６３は、血流画像生成部の一例である。また、特定機能１６４は、特定部の一例である。また、出力制御機能１６５は、出力制御部の一例である。
　第１の実施形態に係る組織画像生成機能１６１、造影画像生成機能１６２、及び血流画像生成機能１６３は、送受信回路１１０により実行される超音波走査により収集される信号に基づいて、各種の超音波画像データを生成する。
　送受信回路１１０は、超音波プローブ１０１を介して、第１超音波走査及び第２超音波走査を交互に実行する複合超音波走査を実行する。また、第１超音波走査の走査形態は、複数の走査線で形成される第１走査領域での超音波送受信を各走査線で１回とする走査形態である。かかる走査形態により、フレームレートを向上させることができる。以下、上記の第１超音波走査を「高フレームレート用超音波走査」と記載し、「高フレームレート用超音波走査」により行われるＣＦＭ法を「高フレームレート法」と記載する。
　ここで、通常のカラードプラ法では、超音波送受信を同一方向で複数回行い、これにより受信した信号から、血流信号を抽出する。かかる超音波送受信により得られる同一位置からの反射波信号（反射波データ）のデータ列は、パケットと呼ばれる。パケットサイズは、１フレームの血流情報を得るために同一方向で行われる超音波送受信の回数となる。一般的なカラードプラ法でのパケットサイズは、５から１６程度である。固有ベクトル型ＭＴＩフィルタの性能は、パケットサイズが大きい方が、向上するが、パケットサイズを大きくすると、フレームレートは、低下する。
　一方、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（時間方向）で処理を行うことができる。例えば、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る。その結果、高フレームレート法により、ＭＴＩフィルタの性能を向上させることができる結果、低流速の血流に関する血流情報をも検出可能になり、また、高いフレームレートで血流情報を示す血流画像を表示することが可能になる。
　第１の実施形態に係る処理回路１６０は、高フレームレート用超音波走査による第１超音波走査とともに、第２超音波走査を、以下に説明する走査形態で実行させる。
　処理回路１６０は、第２走査領域を複数の分割領域に分割し、複数の分割領域それぞれに対する第２超音波走査を、第１超音波走査の間に時分割で超音波プローブ１に実行させる。すなわち、送受信回路１１０は、第１超音波走査、及び、第２走査領域を分割した複数の分割領域それぞれに対する第２超音波走査を、超音波プローブ１０１を介して交互に実行する。したがって、第１の実施形態では、送受信回路１１０は、第１超音波走査の間に第２超音波走査を実行し、数フレーム分の第１超音波走査を行う期間で、１フレーム分の第２超音波走査を完結させる。かかる走査形態により、第１の実施形態に係る超音波診断装置１は、第１超音波走査と第２超音波走査とで超音波送受信条件（画質条件）を独立に設定可能となる。
　第１超音波走査及び第２超音波走査について説明する。図２及び図３は、第１の実施形態に係る第１超音波走査及び第２超音波走査の一例を説明するための図である。図２に示すように、処理回路１６０は、操作者からの指示や、初期設定された情報等に基づいて、第２走査領域を４つの分割領域（第１分割領域～第４分割領域）に分割する。図２に示す「Ｃ」は、Ｂモードにおけるコントラストハーモニックイメージング用の送受信条件を用いて第２超音波走査が行われる分割領域を示している。分割領域は、少なくとも１つの走査線により形成される。
　例えば、本実施形態では、第２超音波走査において、位相変調法（ＰＭ：Phase　Modulation）を用いてもよい。位相変調法は、例えば、走査範囲を構成する各走査線で位相の異なる２種類の超音波を送信し、２種類の超音波それぞれの反射波に基づく反射波データを加算する手法である。本実施形態では、位相変調法が用いられる場合には、送受信回路１１０が、分割領域を構成する各走査線で位相の異なる２種類の超音波を送信し、Ｂモード処理回路１３０が、２種類の超音波それぞれの反射波に基づく反射波データを加算する。位相変調法を用いる場合、第２超音波走査は、位相が異なる２種類の超音波それぞれの送受信を含む。
　なお、第２超音波走査において、振幅変調法（ＡＭ：Amplitude　Modulation）を用いてもよい。振幅変調法は、例えば、走査範囲を構成する各走査線で、同一の位相で振幅の比率が「１：２：１」に変調された３つの超音波を送信し、３つの超音波それぞれの反射波に基づく反射波データを加減算処理する手法である。本実施形態では、振幅変調法が用いられる場合には、送受信回路１１０が、分割領域を構成する各走査線で、振幅が「０．５」である超音波、振幅が「１」である超音波、及び、振幅が「０．５」である超音波を、この順で送信する。すなわち、送受信回路１１０が、振幅が異なる２種類の超音波を送信する。そして、Ｂモード処理回路１３０が、３つの超音波（２種類の超音波）それぞれの反射波に基づく反射波データを加減算処理する。振幅変調法を用いる場合、第２超音波走査は、振幅が異なる２種類の超音波それぞれの送受信を含む。
　第２超音波走査において、位相変調法、及び、振幅変調法のいずれを用いるのかについては、操作者により選択される。例えば、位相変調法は、送信超音波の周波数が比較的高いため、空間分解能が比較的高い超音波画像が得られる一方、ペネトレーションが良好でないという特性がある。一方、振幅変調法は、送信超音波の周波数が比較的低いため、ペネトレーションが良好である一方、超音波画像の空間分解能が比較的低くなるという特性がある。操作者は、このような特性を考慮して、入力装置１０２を操作して、位相変調法、又は、振幅変調法のいずれかを選択する。
　例えば、操作者により位相変調法が選択された場合には、処理回路１６０は、位相変調法を示す情報「０」を記憶回路１５０の全記憶領域のうち所定領域に格納する。また、操作者により振幅変調法が選択された場合には、振幅変調法を示す情報「１」を記憶回路１５０の所定領域に格納する。そして、処理回路１６０は、第２超音波走査を実行する際に、記憶回路１５０の所定領域を参照する。参照した結果得られた情報が「０」を示す場合には、処理回路１６０は、上述した位相変調法を用いた処理が実行されるように、送受信回路１１０やＢモード処理回路１３０を制御する。一方、参照した結果得られた情報が「１」を示す場合には、処理回路１６０は、上述した振幅変調法を用いた処理が実行されるように、送受信回路１１０やＢモード処理回路１３０を制御する。
　また、図２に示す「Ｄ」は、カラードプラモード用の送受信条件を用いて第１超音波走査が行われる第１走査領域を示している。例えば、図２に示す「Ｄ」は、上記の高フレームレート法で行われる超音波走査が行われている範囲となる。すなわち、第１超音波走査は、一般的なカラードプラ法のように、超音波を同一方向に複数回送信して、複数回反射波を受信するのではなく、各走査線で超音波送受信を１回行う。送受信回路１１０が、第１超音波走査として、第１走査領域を形成する複数の走査線それぞれで１回ずつ超音波送受信を行うことにより、複数フレーム分の反射波を用いて血流情報を取得する方法（高フレームレート法）に基づく超音波走査を実行する。
　図２に示すように、まず、送受信回路１１０は、第１分割領域に対する第２超音波走査を実行し（ステップＳ１）、第１走査領域（１フレーム分）に対する第１超音波走査を実行する（ステップＳ２）。そして、送受信回路１１０は、第２分割領域に対する第２超音波走査を実行し（ステップＳ３）、第１走査領域に対する第１超音波走査を実行する（ステップＳ４）。そして、送受信回路１１０は、第３分割領域に対する第２超音波走査を実行し（ステップＳ５）、第１走査領域に対する第１超音波走査を実行する（ステップＳ６）。そして、送受信回路１１０は、第４分割領域に対する第２超音波走査を実行し（ステップＳ７）、第１走査領域に対する第１超音波走査を実行し（ステップＳ８）、ステップＳ１に戻る。
　ここで、図２に例示するように、送受信回路１１０による第１超音波走査を制御する処理回路１６０は、第１超音波走査が行われる間隔を等間隔とする。すなわち、第１走査領域の「ある走査線」上の「点Ｘ」は、図２のステップＳ２，Ｓ４，Ｓ６及びＳ８の第１超音波走査で１回ずつ走査されるが、その走査間隔は、一定の「Ｔ」となるように制御される。例えば、処理回路１６０は、第２超音波走査に要する時間を同一として、第１超音波走査が行われる間隔を等間隔とする。例えば、処理回路１６０は、図２のステップＳ１，Ｓ３，Ｓ５及びＳ７で行われる第２超音波走査に要する時間を、同じ時間となるように制御する。処理回路１６０は、第２走査領域を分割した各分割領域の大きさや、走査線数、走査線密度及び深度等を同一とする。例えば、走査線数が同じであるならば、第２超音波走査に要する時間は、同じとなる。ドプラ処理回路１４０は、第１走査領域のフレーム間の同じ位置のデータ列（図２に示す「Ｘｎ－３、Ｘｎ－２、Ｘｎ－１、Ｘｎ、・・・」）に対して、後述する処理を行って、「点Ｘ」の血流情報を出力する。なお、上記の方法では、表示制御機能を有する処理回路１６０は、ディスプレイ１０３に表示された組織画像を「４Ｔ」間隔で更新するのではなく、「Ｔ」間隔で分割領域に対応する組織画像の一部分を更新する。
　従来のカラードプラの処理では、パケット内で閉じたデータ列に対して、「ＭＴＩフィルタ処理」及び「速度・分散・パワー推定処理」を行う。このため、従来のカラードプラの処理では、１つのパケットで１つの血流情報しか出力できない。これに対して、高フレームレート法の走査形態で行われるカラードプラの処理では、走査自体にパケットという概念がない。このため、上記の走査形態で行われるカラードプラの処理では、１つの血流情報を出力するための処理に使用するデータ列のデータ長は、任意に変更可能である。
　更に、上記の走査形態で行われるカラードプラの処理では、前の時相の血流情報を出力するための処理に使用したデータ列と、次の時相の血流情報を出力するための処理に使用するデータ列とを重複させることが可能である。
　この点について、図３を用いて説明する。図３では、第１走査領域と第２走査領域とが同じ走査範囲であり、この走査範囲が第１走査線から第８走査線の８本の走査線により形成される場合を例示している。また、図３では、８本の走査線それぞれを、方位方向（超音波プローブ１の振動子の配列方向）に沿って、「１，２，３，４，５，６，７，８」と示している。また、図３では、第２超音波走査を黒塗りの矩形で示し、第１超音波走査を白抜きの矩形で示している。図３は、図２に示す走査範囲を、第１の実施形態で行われる走査形態で走査する場合を例示した図である。具体的には、図３では、図２に示す第１走査領域が８本の走査線により形成され、第１走査領域と同一の領域である第２走査領域を４つに分割した分割領域が２本の走査線により形成される場合が示されている。
　図３に例示する走査では、第１走査線から第２走査線の順で第２超音波走査が行われる。第２走査線の第２超音波走査が行われた後、第１走査線から第８走査線の順で第１超音波走査（１回目の第１超音波走査）が行われる。
　そして、１回目の第１超音波走査が行われた後、第３走査線から第４走査線の順で第２超音波走査が行われる。第４走査線の第２超音波走査が行われた後、再び、第１走査線から第８走査線の順で第１超音波走査（２回目の第１超音波走査）が行われる。
　そして、第５走査線から第６走査線の順で第２超音波走査が行われた後、再び、第１走査線から第８走査線の順で第１超音波走査（３回目の第１超音波走査）が行われる。
　そして、第７走査線から第８走査線の順で第２超音波走査が行われた後、再び、第１走査線から第８走査線の順で第１超音波走査（４回目の第１超音波走査）が行われる。４回目の第１超音波走査以降についても、同様に、第２超音波走査と第１超音波走査とが交互に実行される。すなわち、第１の実施形態では、送受信回路１１０は、第１走査領域に対する第１超音波走査、及び、第２走査領域の一部（分割領域）に対する第２超音波走査を交互に実行する。
　ここで、例えば、データ列のデータ長が「４」に設定され、表示されるフレーム間におけるデータ列の重複数が「３」に設定されている場合について説明する。かかる場合、ドプラ処理回路１４０は、１回目の第１超音波走査から４回目の第１超音波走査までに収集された反射波データから、第１フレーム用のドプラデータを生成する。すなわち、ドプラ処理回路１４０は、データ列のデータ長「４」に対応する４回分の第１超音波走査により収集された反射波データから、第１フレーム用のドプラデータを生成する。このドプラデータは、血流画像データの元となるデータである。そして、処理回路１６０は、第１フレーム用のドプラデータから、第１フレームの血流画像データを生成する。そして、処理回路１６０は、第１フレームの血流画像データが示す第１フレームの血流画像をディスプレイ１０３に表示させる。
　次に、ドプラ処理回路１４０は、２回目の第１超音波走査から５回目の第１超音波走査までに収集された反射波データから、第２フレーム用のドプラデータを生成する。ここで、２回目の第１超音波走査から５回目の第１超音波走査までに収集された反射波データと、上述した１回目の第１超音波走査から４回目の第１超音波走査までに収集された反射波データとは、２回目の第１超音波走査から４回目の第１超音波までに収集された反射波データが重複している。すなわち、反射波データは、重複数「３」に相当する数だけ重複している。
　そして、第２フレーム用のドプラデータから、第２フレームの血流画像データが生成される。そして、第２フレームの血流画像データが示す第２フレームの血流画像がディスプレイ１０３に表示される。同様に、３回目の第１超音波走査から６回目の第１超音波走査までに収集された反射波データから、第３フレーム用のドプラデータが生成される。すなわち、Ｎを正の整数とすると、Ｎ回目の第１超音波走査から（Ｎ＋３）回目の第１超音波走査までに収集された反射波データから、第Ｎフレーム用のドプラデータが生成される。
　なお、１フレーム分の第２超音波走査は、図３に例示する場合、４フレーム分の第１超音波走査が完了すると完結する。図３に例示する場合では、血流画像の１フレームが表示される間に、第２走査領域を４つに分割した分割領域の画像（組織画像の一部及び造影画像の一部）が更新される表示形態となる。
　次に、第２超音波走査において位相変調法が用いられる場合の一例について説明する。図４は、第１の実施形態において位相変調法が用いられる場合の一例を説明するための図である。位相変調法が用いられる場合には、送受信回路１１０は、同一の走査線において、図４に示すように、互いに極性の異なる２種類の超音波１１及び超音波１２を超音波プローブ１０１に送信させる。
　そして、送受信回路１１０は、超音波１１の反射波に基づく反射波データ、及び、超音波１２の反射波に基づく反射波データを生成する。そして、Ｂモード処理回路１４０は、超音波１１の反射波に基づく反射波データに対して、包絡線検波処理等を施して、組織画像データの元となるＢモードデータ（第１のＢモードデータ）を生成する。また、Ｂモード処理回路１４０は、超音波１１の反射波に基づく反射波データに、超音波１２の反射波に基づく反射波データを加算したデータに対して、包絡線検波処理等を施して、造影画像データの元となるＢモードデータ（第２のＢモードデータ）を生成する。
　そして、組織画像生成機能１６１は、第１のＢモードデータに基づいて、組織画像５１の一部（分割領域）を示す組織画像データを生成する。また、造影画像生成機能１６２は、第２のＢモードデータに基づいて、造影剤からの非線形信号が映像化された造影画像５２の一部（分割領域）を示す造影画像データを生成する。
　次に、第２超音波走査において選択可能な振幅変調法が用いられる場合の一例について説明する。図５は、第１の実施形態において振幅変調法が用いられる場合の一例を説明するための図である。振幅変調法が用いられる場合には、送受信回路１１０は、同一の走査線において、例えば、図５に示すように、振幅が「０．５」である超音波１３ａ、振幅が「１」である超音波１３ｂ、及び、振幅が「０．５」である超音波１３ｃを、この順で送信する。すなわち、送受信回路１１０は、振幅が「０．５」である超音波１３ａ，１３ｃ、及び、振幅が「１」である超音波１３ｂの２種類の超音波を送信する。
　そして、Ｂモード処理回路１３０が、３つの超音波（２種類の超音波）それぞれの反射波に基づく反射波データを加減算処理する。具体的には、超音波１３ａの反射波に基づく反射波データを「Ｒ１」とし、超音波１３ｂの反射波に基づく反射波データを「Ｒ２」とし、超音波１３ｃの反射波に基づく反射波データを「Ｒ３」とすると、Ｂモード処理回路１３０は、次の処理を行う。例えば、Ｂモード処理回路１３０は、「Ｒ１－Ｒ２＋Ｒ３」の加減算処理を行ったデータに対して、絡線検波処理等を施して、造影画像データの元となるＢモードデータ（第２のＢモードデータ）を生成する。また、Ｂモード処理回路１４０は、超音波１３ｂの反射波に基づく反射波データ「Ｒ２」に対して、包絡線検波処理等を施して、組織画像データの元となるＢモードデータ（第１のＢモードデータ）を生成する。
　そして、組織画像生成機能１６１は、第１のＢモードデータに基づいて、組織画像５１の一部（分割領域）を示す組織画像データを生成する。また、造影画像生成機能１６２は、第２のＢモードデータに基づいて、造影剤からの非線形信号が映像化された造影画像５２の一部（分割領域）を示す造影画像データを生成する。
　つまり、位相変調法及び振幅変調法のいずれが用いられる場合であっても、造影画像データを収集するための走査である第２超音波走査により収集された反射波データの一部が用いられて、組織画像データが生成される。したがって、本実施形態によれば、１つの第２超音波走査を実行するだけで、造影画像及び組織画像を収集することができる。
　次に、第１超音波走査の一例について説明する。図６は、第１の実施形態に係る第１超音波走査の一例について説明するための図である。
　第１超音波走査では、送受信回路１１０は、超音波プローブ１０１を介して、各走査線で超音波送受信を１回のみ行う。具体的には、送受信回路１１０は、第１超音波走査として、第１走査領域を形成する複数の走査線それぞれで１回ずつ超音波１４を送信し、超音波１４の反射波を受信する。そして、送受信回路１１０は、走査線ごとに、超音波１４の反射波に基づく反射波データを生成する。そして、送受信回路１１０は、このようにして反射波データを生成する処理を複数フレーム分繰り返す。そして、ドプラ処理回路１４０は、複数フレーム分の超音波１４の反射波に基づく反射波データに基づいて血流情報を推定する。そして、ドプラ処理回路１４０は、推定した血流情報を示すドプラデータを生成する。そして、処理回路１６０は、このドプラデータに基づいて、血流画像５３を示す血流画像データを生成する。
　次に、第１の実施形態に係るＭＴＩフィルタ行列を生成する方法の一例について説明する。まず、ドプラ処理回路１４０は、複数の走査線で形成される第１走査領域での超音波送受信を各走査線で１回とする走査形態を繰り返すことで収集された同一位置の連続した反射波データのデータ列から、走査範囲の相関行列を計算する。
　具体的には、ドプラ処理回路１４０は、以下に示す式（１）により相関行列「Ｒｘｘ」を計算する。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000001
 　
　ここで、式（１）に示す「ｘｍ」は、ある位置「ｍ」におけるデータ列を列ベクトルとしたものである。列ベクトル「ｘｍ」の長さ「Ｌ」は、１フレームのドプラデータ（血流情報）の推定計算に使用するデータ長である。例えば、図３に例示する場合、「Ｌ」は、「４」である。また、式（１）に示す「ｘｍ Ｈ」は、「ｘｍ」の各要素の複素共役を取った行列の転置行列を示す。
　ここで、位置「ｍ」は、高フレームレート用超音波走査を行う全空間で設定されるサンプル点の位置である。位置「ｍ」は、２次元走査の場合は、２次元座標系で示され、３次元走査の場合は、３次元座標系で示される。また、式（１）に示す「Ｍ」は、位置「ｍ」の総数である。
　すなわち、ドプラ処理回路１４０は、式（１）により、複数のサンプル点それぞれで、データ列の自己相関行列を計算し、複数のサンプル点それぞれの自己相関行列の平均を計算する。これにより、ドプラ処理回路１４０は、第１走査領域の相関行列を計算する。相関行列「Ｒｘｘ」は、式（１）により、Ｌ行Ｌ列の行列となる。なお、上述したように、相関行列が計算されるデータ列のデータ長「Ｌ」は、任意に変更可能である。また、相関行列が計算されるデータ列は、表示フレーム間で重複して設定可能である。
　そして、ドプラ処理回路１４０は、相関行列の固有値及び当該固有値に対応する固有ベクトルを計算する。すなわち、ドプラ処理回路１４０は、相関行列「Ｒｘｘ」から、Ｌ組の固有値及び固有ベクトルを計算する。そして、ドプラ処理回路１４０は、各固有値の大きさに基づいてＬ個の固有ベクトルを並べた行列「Ｖ」を設定する。そして、ドプラ処理回路１４０は、行列「Ｖ」のランクを低減した行列を、クラッタ成分を抑制するＭＴＩフィルタ行列として計算する。ドプラ処理回路１４０は、Ｌ個の固有ベクトルそれぞれをＬ個の列ベクトルとし、Ｌ個の列ベクトルを、固有値の大きい順に並べた行列を「Ｖ」として、以下の式（２）により、ＭＴＩフィルタ行列「Ｗ」を計算する。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000002
 　
　ここで、式（２）に示す「ＶＨ」は、「Ｖ」の複素共役転置行列である。また、式（２）の右辺において、「Ｖ」と「ＶＨ」との間の行列は、Ｌ行Ｌ列の対角行列である。ＭＴＩフィルタ行列「Ｗ」は、式（２）により、Ｌ行Ｌ列の行列となる。ここで、低減されるランク数は、Ｌ行Ｌ列の対角行列の対角要素を何個「０」にするかにより、定まる。以下、低減されるランク数を「ランクカット数」と記載する。
　固有値が大きい列ベクトル（固有ベクトル）は、ドプラ用の走査範囲内で、ドプラ効果による周波数偏移が小さい、すなわち、移動速度が低いクラッタ成分に対応する。言い換えると、フレーム方向（時間方向）における信号変化の主成分が、クラッタ成分に対応する。式（２）は、行列「Ｖ」のランクを固有値の大きい方からランクカット数個分の成分をカットした行列を計算し、この行列に対して「ＶＨ」による逆変換を行う。この式（２）により、組織の動き成分（クラッタ成分）を除去するハイパスフィルタとして機能するＭＴＩフィルタ行列「Ｗ」を得ることができる。
　ここで、ドプラ処理回路１４０は、例えば、予め設定された値、或いは、操作者が指定した値により、ランクカット数の値を決定する。以上のようにして、適応型ＭＴＩフィルタが生成される。すなわち、ドプラ処理回路１４０は、第１走査領域内の各位置について、複数回の第１超音波スキャンで収集されたデータ列を取得し、このデータ列に基づいて適応型ＭＴＩフィルタを生成する。そして、ドプラ処理回路１４０は、生成された適応型ＭＴＩフィルタに、データ列を入力することで血流情報を取得する。そして、血流画像生成機能１６３は、ドプラ処理回路１４０により取得された血流情報に基づいて、血流画像データを生成する。
　このように、送受信回路１１０は、被検体Ｐから造影信号を収集する第２超音波走査（造影用超音波走査）と、血流信号を収集する第１超音波走査（血流用超音波走査）とを実行する。そして、組織画像生成機能１６１は、第２量音波走査により収集された信号に基づいて組織形状を示す組織画像データを生成する。また、造影画像生成機能１６２は、被検体Ｐから収集されたハーモニック成分の信号である造影信号に基づいて造影画像データを生成する。また、血流画像生成機能１６３は、被検体Ｐから収集されたハーモニック成分の信号に対し、フレーム方向における信号変化の主成分を除去するフィルタ処理を行うことで推定した血流信号に基づいて血流画像データを生成する。なお、造影画像データは、走査領域内の各位置（画素位置）に対して、造影信号に応じた画素値が割り当てられた画像データである。なお、血流画像データは、走査領域内の各位置（画素位置）に対して、血流信号に応じた画素値が割り当てられた画像データである。
　言い換えると、造影画像生成機能１６２は、造影剤が投与された被検体から収集された造影信号に基づいて造影画像データを生成する。また、血流画像生成機能１６３は、造影信号に対し、フィルタ処理を行うことで推定した血流信号に基づいて血流画像データを生成する。
　なお、上述した説明はあくまで一例であり、上記の説明により限定されるものではない。例えば、図３では、第１走査領域及び第２走査領域が同じ走査範囲である場合を説明したが、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、第１走査領域及び第２走査領域は少なくとも一部が重なっていればよい。つまり、送受信回路１１０は、被検体Ｐの第１走査領域から造影信号を収集する造影用超音波走査と、第１走査領域と少なくとも一部が重なる第２走査領域から血流信号を収集する血流用超音波走査とを実行する。
　特定機能１６４は、造影画像データ及び血流画像データに基づいて、関心領域（Region　Of　Interest：ＲＯＩ）のうち造影信号を有し且つ血流信号を有しない第１領域を特定する。例えば、特定機能１６４は、造影画像データと血流画像データとの差分により第１領域を特定する。また、特定機能１６４は、造影信号及び血流信号を有する第２領域を特定する。また、特定機能１６４は、血流信号を有する領域のうち、閾値より大きい血流速度を有する第３領域を特定する。また、特定機能１６４は、血流信号を有する領域のうち、閾値より小さい血流速度を有する第４領域を特定する。
　図７及び図８を用いて、第１の実施形態に係る特定機能１６４の処理を説明する。図７及び図８は、第１の実施形態に係る特定機能１６４の処理を説明するための図である。図７には、特定機能１６４が第１領域及び第２領域を特定する場合の処理を例示する。図８には、特定機能１６４が第３領域及び第４領域を特定する場合の処理を例示する。なお、図７及び図８において、血流画像５３は、組織画像５１の内側に設定された表示用ＲＯＩにおける血流を示す。図示の都合上、血流画像５３には、均一なハッチングにより２本の血管が図示されているが、実際には血流の方向や血流速度（流速）に応じたカラー（画素値）が割り当てられるのが好適である。
　図７の上段には、造影画像５２と、組織画像５１上に血流画像５３を重畳した重畳画像とを例示する。ここで、組織画像５１には、例えば、腫瘤の輪郭が描出される。特定機能１６４は、組織画像５１に描出された腫瘤の輪郭に沿って解析用ＲＯＩ５４を設定する。なお、解析用ＲＯＩ５４の設定は、操作者により手動的に行われても良いし、セグメンテーション処理等を利用して自動的に行われても良い。
　そして、特定機能１６４は、同じ時相において収集された造影画像データ及び血流画像データを用いて、特定処理を実行する。例えば、特定機能１６４は、造影画像データから血流画像データを減算することで、解析用ＲＯＩ５４のうち造影信号を有し、且つ、血流信号を有しない第１領域５５を特定する。この領域は、図７の下段において、白抜きの領域として図示される。
　また、特定機能１６４は、造影画像データ及び血流画像データに基づいて、解析用ＲＯＩ５４のうち造影信号を有し、且つ、血流信号を有する第２領域５６を特定する。この領域は、図７の下段において、ハッチングの領域として図示される。
　また、特定機能１６４は、血流画像データに基づいて、解析用ＲＯＩ５４のうち、第１閾値より大きい血流速度を有する第３領域を特定する。この第１閾値は、例えば、動脈の流速と静脈の流速との間の値が設定される。つまり、特定機能１６４により特定される第３領域は、動脈の位置を示す。
　また、特定機能１６４は、例えば、血流画像データに基づいて、解析用ＲＯＩ５４のうち、第２閾値より小さい血流速度を有する第４領域を特定する。この第２閾値は、例えば、動脈の流速と静脈の流速との間の値が設定される。つまり、特定機能１６４により特定される第４領域は、静脈の位置を示す。なお、第２閾値は、動脈の位置を特定するための第１閾値と同じ値であっても、異なる値であっても良い。
　このように、特定機能１６４は、同じ時相における各種の超音波画像データに基づいて、各種の領域（第１領域、第２領域、第３領域、及び第４領域）を特定する。そして、特定機能１６４は、他の時相における各種の超音波画像データに基づいて、当該時相における第１領域、第２領域、第３領域、及び第４領域を特定する。これにより、特定機能１６４は、全ての時相について、第１領域、第２領域、第３領域、及び第４領域を特定する。
　なお、上述した説明はあくまで一例であり、上記の説明により限定されるものではない。例えば、図７及び図８では、ノイズやアーチファクトの影響が極めて少ない場合を例示して説明したが、ノイズやアーチファクトの影響がある場合には、閾値を設定して所定範囲内の画素値（パワー値）を有する領域を特定しても良い。例えば、特定機能１６４は、極めて高い画素値を有する画素を排除するため、及び／又は、一定未満の低い画素値を有する画素を排除するために、少なくとも一つの閾値を設定し、ノイズやアーチファクトの影響を除去した上で、上記の特定処理を実行する。
　また、例えば、図７及び図８では、第１領域、第２領域、第３領域、及び第４領域の４つの領域を特定する場合を説明したが、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、特定機能１６４は、第１領域、第２領域、第３領域、及び第４領域のうち、少なくとも一つの任意の領域について上記の特定処理を実行しても良い。
　また、例えば、上記の説明では、超音波画像データが収集された全ての時相について特定処理を実行する場合を説明したが、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、特定機能１６４は、任意に選択された一つ以上の時相について、上記の特定処理を実行しても良い。
　また、例えば、図７及び図８では、画像データに対する処理により各種の領域が特定される場合を説明したが、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、特定機能１６４は、画像データに変換される前の情報（走査領域における各種の信号の分布情報）に基づいて、各種の領域を特定することも可能である。言い換えると、特定機能１６４は、領域を特定する。
　出力制御機能１６５は、特定された第１領域に関する出力情報を出力する。例えば、出力制御機能１６５は、出力情報として、造影画像データ、血流画像データ、及び組織画像データのうち少なくとも一方に第１領域を表示させる。
　例えば、出力制御機能１６５は、特定機能１６４により特定された各種の領域（第１領域、第２領域、第３領域、及び第４領域）をディスプレイ１０２に表示させる。この場合、出力制御機能１６５は、各種の領域を他の領域とは識別可能に表示させる。また、各領域には、画素値（パワー値）、又は、血流の方向や血流速度（流速）に応じたカラー（画素値）が割り当てられるのが好適であるが、各領域の枠線のみを表示させることも可能である。また、各領域は、組織画像５１、造影画像５２、及び血流画像５３等の超音波画像上に重畳表示されるのが好適であるが、各領域のみを描出した画像として表示させることも可能である。
　また、例えば、出力制御機能１６５は、出力情報として、各種の領域（第１領域、第２領域、第３領域、及び第４領域）における輝度値の経時的変化を示すグラフを表示させる。また、出力制御機能１６５は、出力情報として、各種の領域が所定領域に占める面積比を表示させる。
　図９、図１０、及び図１１を用いて、第１の実施形態に係る出力制御機能１６５の処理を説明する。図９、図１０、及び図１１は、第１の実施形態に係る出力制御機能１６５の処理を説明するための図である。図９、図１０、及び図１１において、横軸は時間に対応し、縦軸はパワー値又は面積比に対応する。なお、各画素の面積は一定であるので、以下では「面積＝画素数（ピクセル数）」として説明する。
　図９に示すように、例えば、出力制御機能１６５は、出力情報として、第１領域における画素値の経時的変化を示すグラフ（Time　Intensity　Curve：ＴＩＣ）を表示させる。具体的には、出力制御機能１６５は、各時相について、第１領域に含まれる複数の画素それぞれのパワー値の平均値を算出する。そして、出力制御機能１６５は、算出したパワー値の平均値を図９のグラフにプロットすることで、曲線６１を表示する。
　また、例えば、出力制御機能１６５は、出力情報として、解析用ＲＯＩ５４のうち第１領域が占める面積比を表示させる。具体的には、出力制御機能１６５は、各時相について、解析用ＲＯＩ５４に対する第１領域の面積比を算出する。ここで、解析用ＲＯＩ５４の面積（ピクセル数）が「Ｐｘ１」であり、第１領域の面積が「Ｐｘ２」である場合には、出力制御機能１６５は、面積比「Ｐｘ２／Ｐｘ１」を算出する。そして、出力制御機能１６５は、算出した面積比「Ｐｘ２／Ｐｘ１」を図９のグラフにプロットすることで、面積比の経時的変化を示すグラフ（曲線６２）を表示させる。
　なお、図９の説明はあくまで一例であり、上記の説明により限定されるものではない。例えば、図９では、第１領域のＴＩＣを表示させる場合を説明したが、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、出力制御機能１６５は、第２領域、第３領域、第４領域、血流画像５３における血流信号を有する領域、及び、造影画像５２における造影信号を有する領域の各領域について、ＴＩＣを表示することも可能である。また、出力制御機能１６５は、各領域に含まれる画素値の平均値のみならず、他の算出方法により算出された値をＴＩＣとしてプロットしても良い。例えば、出力制御機能１６５は、各領域の中心画素の画素値をＴＩＣとしてプロットすることも可能である。
　また、例えば、図９では、解析用ＲＯＩ５４に対する第１領域の面積比「Ｐｘ２／Ｐｘ１」を表示させる場合を説明したが、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、出力制御機能１６５は、出力情報として、造影信号を有する領域（図７の造影画像５２における白抜き領域）のうち第２領域が占める面積比を表示させる、ここで、造影信号を有する領域の面積が「Ｐｘ３」であり、第２領域の面積が「Ｐｘ４」である場合には、出力制御機能１６５は、面積比「Ｐｘ４／Ｐｘ３」を算出する。そして、出力制御機能１６５は、算出した面積比「Ｐｘ４／Ｐｘ３」を図９のグラフにプロットすることで、面積比の経時的変化を示すグラフを表示させる。
　図１０に示すように、出力制御機能１６５は、血流画像データに基づいて、解析用ＲＯＩ５４のうち血流信号を有する領域を特定する。そして、出力制御機能１６５は、出力情報として、解析用ＲＯＩ５４のうち血流信号を有する領域のＴＩＣ（曲線６３）を表示させる。このＴＩＣを表示させる処理は、図９の説明と同様であるので説明を省略する。
　また、出力制御機能１６５は、出力情報として、解析用ＲＯＩ５４のうち第２領域が占める面積比を表示させる。ここで、解析用ＲＯＩ５４のうち第２領域の面積が「Ｐｘ４」である場合には、出力制御機能１６５は、面積比「Ｐｘ４／Ｐｘ１」を算出する。そして、出力制御機能１６５は、算出した面積比「Ｐｘ４／Ｐｘ１」を図９のグラフにプロットすることで、面積比の経時的変化を示すグラフ（曲線６４）を表示させる。
　ここで、曲線６４を表示させるのは、この曲線の周期性に基づいて動脈か静脈かを判断することができるからである。つまり、動脈の太さは拍動に応じて周期的に変化するため、血流画像５３における血流信号を有する領域の面積も拍動に応じて周期的に変化する。そこで、操作者は、この曲線６４の周期性を確認することで、その血管が動脈か静脈かを容易に判断することができる。なお、この判断は、造影の後期相で特に判別容易となる。
　なお、図１０の説明はあくまで一例であり、上記の説明により限定されるものではない。例えば、出力制御機能１６５は、出力情報として、解析用ＲＯＩ５４のうち造影信号を有する領域（図７の造影画像５２における白抜き領域）が占める面積比を表示させることも可能である。この場合、出力制御機能１６５は、面積比「Ｐｘ３／Ｐｘ１」を算出する。そして、出力制御機能１６５は、算出した面積比「Ｐｘ３／Ｐｘ１」を図１０のグラフにプロットすることで、面積比の経時的変化を示すグラフを表示させる。
　また、例えば、図１０では、曲線６４の周期性を操作者が目視で判断する場合を説明したが、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、出力制御機能１６５は、曲線６４の周期性を解析することで、その血管が動脈か静脈かを自動的に判定することも可能である。例えば、出力制御機能１６５は、曲線６４の最大値と最小値との差分が閾値以上である場合、又は、曲線６４の微分値の最大値が閾値以上である場合、又は、フーリエ解析等によって周期性が確認される場合に、動脈と判定することができる。
　図１１に示すように、出力制御機能１６５は、出力情報として、第３領域のＴＩＣ（曲線６５）を表示させる。このＴＩＣを表示させる処理は、図９の説明と同様であるので説明を省略する。
　また、出力制御機能１６５は、出力情報として、第２領域のうち第３領域が占める面積比を表示させる。ここで、第３領域の面積が「Ｐｘ５」である場合には、出力制御機能１６５は、面積比「Ｐｘ５／Ｐｘ４」を算出する。そして、出力制御機能１６５は、算出した面積比「Ｐｘ５／Ｐｘ４」を図１１のグラフにプロットすることで、面積比の経時的変化を示すグラフ（曲線６６）を表示させる。
　ここで、曲線６６を表示させるのは、この曲線の周期性に基づいて動脈か静脈かを判断することができるからである。つまり、動脈は拍動性を有するため、一定以上の流速の血流量が拍動に応じて周期的に変化する。このため、第２領域に対する第３領域の面積比も拍動に応じて周期的に変化する。そこで、操作者は、この曲線６６の周期性を確認することで、その血管が動脈か静脈かを容易に判断することができる。なお、この判断は、造影の後期相で特に判別容易となる。
　なお、図１１の説明はあくまで一例であり、上記の説明により限定されるものではない。例えば、出力制御機能１６５は、出力情報として、第２領域のうち第４領域が占める面積比を表示させることも可能である。ここで、第４領域の面積が「Ｐｘ６」である場合には、出力制御機能１６５は、面積比「Ｐｘ６／Ｐｘ４」を算出する。そして、出力制御機能１６５は、算出した面積比「Ｐｘ６／Ｐｘ４」を図１１のグラフにプロットすることで、面積比の経時的変化を示すグラフを表示させる。
　また、例えば、図１１では、曲線６６の周期性を操作者が目視で判断する場合を説明したが、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、出力制御機能１６５は、曲線６６の周期性を解析することで、その血管が動脈か静脈かを自動的に判定することも可能である。例えば、出力制御機能１６５は、曲線６６の最大値と最小値との差分が閾値以上である場合、又は、曲線６６の微分値の最大値が閾値以上である場合、又は、フーリエ解析等によって周期性が確認される場合に、動脈と判定することができる。
　このように、出力制御機能１６５は、出力情報として、各種の領域（第１領域、第２領域、第３領域、及び第４領域）における輝度値の経時的変化を示すグラフや、各種の領域が所定領域に占める面積比を表示させる。ここで、出力制御機能１６５は、上述した複数のグラフのうち、２つ以上のグラフを同時に表示させることができる。同時に表示されるグラフは、操作者の任意に組み合わせ可能である。
　また、例えば、出力制御機能１６５は、ＴＩＣや面積比をグラフとして表示するだけでなく、数値として表示することも可能である。この場合、出力制御機能１６５は、各時相の数値の一覧を表示してもよいし、ある一時点（一時相）における数値、ある期間に含まれる数値の平均値などを表示してもよい。
　すなわち、出力制御機能１６５は、関心領域のうち造影剤が滞留する領域を示す情報を出力する。例えば、出力制御機能１６５は、造影画像データ及び血流画像データに基づいて、関心領域のうち造影剤が滞留する領域を示す情報を出力する。
　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１による処理手順を説明する。図１２は、第１の実施形態に係る超音波診断装置１による処理手順を示すフローチャートである。図１２に示す処理手順は、例えば、操作者により入力された撮像開始要求を契機として開始される。
　図１２に示すように、送受信回路１１０は、複合超音波走査を実行する（ステップＳ１０１）。そして、組織画像生成機能１６１は、組織画像生成処理を実行する（ステップＳ１０２）。ここで、図１３を用いて、図１２に示す組織画像生成処理の処理手順を説明する。図１３は、第１の実施形態に係る組織画像生成処理における処理手順を示すフローチャートである。
　図１３に示すように、Ｂモード処理回路１３０は、組織画像データの元となる第１のＢモードデータを生成する（ステップＳ２０１）。そして、組織画像生成機能１６１は、第１のＢモードデータから組織画像データを生成する（ステップＳ２０２）。そして、組織画像生成機能１６１は、組織画像データを記憶回路１５０に格納し（ステップＳ２０３）、組織画像生成処理を終了する。
　また、造影画像生成機能１６２は、造影画像生成処理を実行する（ステップＳ１０３）。ここで、図１４を用いて、図１２に示す造影画像生成処理の処理手順を説明する。図１４は、第１の実施形態に係る造影画像生成処理における処理手順を示すフローチャートである。
　図１４に示すように、Ｂモード処理回路１３０は、造影画像データの元となる第２のＢモードデータを生成する（ステップＳ３０１）。そして、造影画像生成機能１６２は、第２のＢモードデータから造影画像データを生成する（ステップＳ３０２）。そして、造影画像生成機能１６２は、造影画像データを記憶回路１５０に格納し（ステップＳ３０３）、造影画像生成処理を終了する。
　また、血流画像生成機能１６３は、血流画像生成処理を実行する（ステップＳ１０４）。ここで、図１５を用いて、図１２に示す血流画像生成処理の処理手順を説明する。図１５は、第１の実施形態に係る血流画像生成処理における処理手順を示すフローチャートである。
　図１５に示すように、ドプラ処理回路１４０は、第１走査領域の相関行列を計算する（ステップＳ４０１）。そして、ドプラ処理回路１４０は、相関行列からＬ組の固有値及び固有ベクトルを計算する（ステップＳ４０２）。
　そして、ドプラ処理回路１４０は、Ｌ組の固有値及び固有ベクトルに基づいて、ＭＴＩフィルタ行列を計算する（ステップＳ４０３）。そして、ドプラ処理回路１４０は、同一位置のデータ長分の反射波データに対してＭＴＩフィルタ処理を行う（ステップＳ４０４）。そして、ドプラ処理回路１４０は、ＭＴＩフィルタ処理で出力された出力データを用いて、自己相関演算処理を行う（ステップＳ４０５）。そして、ドプラ処理回路１４０は、自己相関演算処理の結果から血流情報を推定し、血流情報を示すドプラデータを生成する（ステップＳ４０６）。
　そして、血流画像生成機能１６３は、血流情報を示すドプラデータから血流画像データを生成する（ステップＳ４０７）。すなわち、血流画像生成機能１６３は、複数回の第１超音波走査の結果に基づく血流画像を生成する。そして、血流画像生成機能１６３は、血流画像データを記憶回路１５０に格納し（ステップＳ４０８）、血流画像生成処理を終了する。
　そして、出力制御機能１６５は、組織画像、造影画像、及び血流画像を表示させる（ステップＳ１０５）。そして、特定機能１６４は、組織画像上で解析用ＲＯＩを設定する（ステップＳ１０６）。例えば、特定機能１６４は、組織画像上で解析用ＲＯＩを設定する入力を操作者から受け付けることで、解析用ＲＯＩの設定を受け付ける。
　そして、出力制御機能１６５は、各種の領域を特定する（ステップＳ１０７）。例えば、出力制御機能１６５は、第１領域、第２領域、第３領域、及び第４領域を特定する。そして、出力制御機能１６５は、出力情報を出力する（ステップＳ１０８）。
　なお、図１２～図１５の説明はあくまで一例であり、上記の説明により限定されるものではない。例えば、図１２～図１５に示した処理手順はあくまで一例であり、処理内容に矛盾が生じない範囲で順番を任意に入れ替えることが可能である。例えば、図１２に示した組織画像生成処理、造影が造成性処理、及び血流が造成性処理は、図示の順序に限らず、任意の順序に入れ替えたり、並列処理として同時に実行したりすることが可能である。
　以上、第１の実施形態に係る超音波診断装置１について説明した。第１の実施形態では、上述したように、造影剤の滞留箇所の解析を行うことができる。例えば、超音波診断装置１は、造影剤の滞留箇所に対応する第１領域を特定し、特定した第１領域に関する各種の出力情報を出力する。これにより、超音波診断装置１は、造影剤の滞留箇所の解析を行うことができる。
　また、超音波診断装置１は、第１領域、第２領域、第３領域、及び第４領域を識別可能に表示させる。これにより、操作者は、造影剤の滞留箇所や、その周辺の領域を目視により容易に識別することができ、血流動態を容易に把握することができる。
　また、超音波診断装置１は、第１領域、第２領域、第３領域、及び第４領域の各領域について、他の領域に対する面積比を表示する。この面積比は、均一性の指標となる。例えば、面積比「Ｐｘ２／Ｐｘ１」が高い場合には、腫瘤における造影剤の滞留箇所の均一性が高いと言える。これにより、操作者は、腫瘤における造影剤の滞留箇所の均一性を容易に把握することができるので、乳房に生じた腫瘤の良悪性判別の一助とすることができる。
（第２の実施形態）
　第２の実施形態に係る超音波診断装置１は、第１の実施形態に係る超音波診断装置１の機能に加えて、造影剤バブルの経時的な移動を表すベクトルに基づいてベクトル画像データを生成する機能を備える。これにより、第２の実施形態に係る超音波診断装置１は、第１の実施形態にて説明した解析に加え、造影剤バブルの移動ベクトルに関する情報を出力することが可能となる。
　第２の実施形態に係る処理回路１６０は、造影剤バブルの経時的な移動を表すベクトルに基づいて追跡画像データを生成する追跡画像生成機能を更に備える。追跡画像生成機能は、追跡画像生成部の一例である。
　例えば、処理回路１６０は、特許文献３に記載された技術により、造影剤に含まれる個々のマイクロバブルの移動ベクトルを算出する。そして、処理回路１６０は、算出した移動ベクトルに関する情報を出力する。
　具体的には、処理回路１６０は、造影画像生成機能１６２により生成された時系列に並ぶ複数の造影画像５２のうち、２つの時相に対応する２つの造影画像５２それぞれにおける造影剤バブルの位置を特定する。そして、処理回路１６０は、２つの造影画像５２においてそれぞれ特定した造影剤バブルの位置に基づいて、造影剤バブルの移動を表す移動ベクトルを算出する。そして、処理回路１６０は、算出した移動ベクトルを示す追跡画像データを生成する。そして、出力制御機能１６５は、生成された追跡画像データを表示させる。
　図１６を用いて、第２の実施形態に係る処理回路１６０の処理を説明する。図１６は、第２の実施形態に係る処理回路１６０の処理を説明するための図である。図１６において、バブル追跡画像５９は、バブルの移動ベクトルを示す追跡画像データに対応する。
　図１６に示すように、処理回路１６０は、バブル追跡画像５９を生成する。例えば、このバブル追跡画像５９に描出される矢印は、造影剤バブルの移動を表す。具体的には、バブル追跡画像５９に描出される矢印の方向は、その時相における造影剤バブルの移動方向を示す。また、バブル追跡画像５９に描出される矢印の長さは、その時相における造影剤バブルの移動速度を示す。
　例えば、出力制御機能１６５は、造影画像５２上にバブル追跡画像５９を重畳させた画像をディスプレイ１０３に表示させる。また、出力制御機能１６５は、第１領域における造影剤バブルの平均速度の経時的変化を示すグラフを表示させる。例えば、バブル追跡画像５９に描出される移動ベクトルの平均速度を算出し、算出した平均速度をグラフにプロットする。また、出力制御機能１６５は、血流信号を有する領域における造影剤バブルの平均速度の経時的変化を示すグラフを表示させる。
　これにより、超音波診断装置１は、造影信号を有する領域における造影剤バブルの移動ベクトルをリファレンスとして表示させることが可能となる。この結果、操作者は、造影信号を有する領域のうち、造影剤バブルの移動ベクトルが存在しない、又は造影剤バブルの移動速度が充分小さい領域（つまり、移動ベクトルの大きさが閾値未満である領域）を造影剤の滞留箇所として把握することができるので、滞留箇所の解析を行うことができる。なお、「移動ベクトルの大きさが閾値未満である領域」は、「造影剤バブルの移動の量が閾値未満である領域」と言い換えることができる。
　なお、第２の実施形態では、造影剤の流入量が比較的少ない初回の注入（first　Injection）における最初の数秒間で適用するか、フラッシュ（Flash）により走査範囲内に存在する造影剤を一旦破壊した直後に適用するのが好適である。或いは、通常の造影エコー法で用いられる造影剤よりも少ない量の造影剤を用いて造影する場合に適用するのが好適である。これは、造影剤の量が多い場合には、注入された造影剤が造影画像データ上で点として検出されず、造影剤が繋がって検出されてしまう可能性があるからである。
　また、上記の説明では、造影画像生成機能１６２により生成された造影画像５２を用いて追跡画像データを生成する場合、つまり、同一の第２超音波走査により収集された信号に基づいて、造影画像データ及び追跡画像データを生成する場合を説明したが、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、追跡画像データを生成するために、送受信回路１１０は、上述した第１超音波走査及び第２超音波走査とは異なる個別の超音波走査（追跡用超音波走査）を実行しても良い。追跡用超音波走査を第１超音波走査及び第２超音波走査とは充分異なる時相に行う場合、生成された追跡画像データは、画像中の特徴に基づいて造影画像データと位置合わせされた上で重畳されるのが好適である。また、追跡用超音波走査を第１超音波走査及び第２超音波走査とほぼ同じ時相に行う場合、位置合わせせずに重畳されるのが好適である。
　また、第２の実施形態では、特定機能１６４は、造影画像データ及び追跡画像データに基づいて、関心領域のうち造影信号を有し、且つ、移動ベクトルの大きさが閾値未満である領域を特定することも可能である。そして、出力制御機能１６５は、特定した領域に関する出力情報を出力する。
　また、図１６では、バブル追跡画像５９が造影画像５２上に重畳される場合を例示したが、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、出力制御機能１６５は、バブル追跡画像５９及び造影画像５２を同時に表示（並列表示）させても良い。また、出力制御機能１６５は、バブル追跡画像５９を、血流画像５３等、他の超音波画像とともに表示させることも可能である。
（その他の実施形態）
　上述した実施形態以外にも、種々の異なる形態にて実施されてもよい。
（信号を用いた特定処理）
　上述した実施形態では、画像データに対する処理により各種の領域が特定される場合を説明したが、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、特定機能１６４は、画像データに変換される前の情報（走査領域における各種の信号の分布情報）に基づいて、各種の領域を特定することも可能である。
　例えば、特定機能１６４は、造影信号及び血流信号に基づいて、解析用ＲＯＩ５４のうち造影信号を有し且つ血流信号を有しない第１領域を特定可能である。また、特定機能１６４は、造影信号及び血流信号に基づいて、解析用ＲＯＩ５４のうち造影信号を有し、且つ、血流信号を有する第２領域５６を特定可能である。また、特定機能１６４は、血流信号に基づいて、解析用ＲＯＩ５４のうち、第１閾値より大きい血流速度を有する第３領域を特定可能である。また、特定機能１６４は、血流信号に基づいて、解析用ＲＯＩ５４のうち、第２閾値より小さい血流速度を有する第４領域を特定可能である。
（画像解析装置）
　また、例えば、上述した実施形態では、開示の技術が超音波診断装置１に適用される場合を説明したが、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、開示の技術は、医用情報処理装置２００に適用されても良い。医用情報処理装置２００は、例えば、ワークステーションやＰＡＣＳ（Picture　Archiving　Communication　System）ビューワ等に対応する。なお、医用情報処理装置２００は、画像解析装置の一例である。
　図１７は、その他の実施形態に係る医用情報処理装置２００の構成例を示すブロック図である。図１７に示すように、医用情報処理装置２００は、入力インタフェース２０１、ディスプレイ２０２、ＮＷインタフェース２０３、及び処理回路２１０を備える。入力インタフェース２０１、ディスプレイ２０２、ＮＷインタフェース２０３、及び処理回路２１０は、相互に通信可能に接続される。
　入力インタフェース２０１は、マウス、キーボード、タッチパネル等、操作者からの各種の指示や設定要求を受け付けるための入力装置である。ディスプレイ２０２は、医用画像を表示したり、操作者が入力インタフェース２０１を用いて各種設定要求を入力するためのＧＵＩを表示したりする表示装置である。
　ＮＷインタフェース２０３は、医用情報処理装置２００と外部装置との間で行われる通信を制御する。具体的には、ＮＷインタフェース２０３は、外部装置から各種の情報を受信し、受信した情報を処理回路２１０に出力する。例えば、ＮＷインタフェース２０３は、ネットワークカードやネットワークアダプタ、ＮＩＣ（Network　Interface　Controller）等によって実現される。
　記憶回路２０４は、例えば、ＮＡＮＤ（Not　AND）型フラッシュメモリやＨＤＤ（Hard　Disk　Drive）であり、医用画像データやＧＵＩを表示するための各種のプログラムや、当該プログラムによって用いられる情報を記憶する。
　処理回路２１０は、医用情報処理装置２００における処理全体を制御する電子機器（プロセッサ）である。処理回路２１０は、取得機能２１１、特定機能２１２、及び出力制御機能２１３を実行する。取得機能２１１、特定機能２１２、及び出力制御機能２１３は、例えば、コンピュータによって実行可能なプログラムの形態で記憶回路２１０内に記録されている。処理回路２２０は、各プログラムを読み出し、実行することで読み出した各プログラムに対応する機能（取得機能２１１、特定機能２１２、及び出力制御機能２１３）を実現する。
　取得機能２１１は、造影画像データ及び血流画像データを取得する。例えば、取得機能２１１は、外部装置（例えば超音波診断装置１又は医用画像補間装置）から造影画像データ、組織画像データ、及び血流画像データを受信することで取得する。特定機能２１２は、図１に示した特定機能１６４と基本的に同様の処理を実行可能である。また、出力制御機能２１３は、図１に示した出力制御機能１６５と基本的に同様の処理を実行可能である。これにより、医用情報処理装置２００は、造影剤の滞留箇所の解析を行うことができる。
　なお、図１７の説明はあくまで一例であり、上記の説明に限定されるものではない。例えば、医用情報処理装置２００は、組織画像生成機能１６１、造影画像生成機能１６２、及び血流画像生成機能１６３それぞれに対応する機能を備えていても良い。この場合、取得機能２１１は、各画像データの元になる反射波データを超音波診断装置１から取得することができる。
　また、その他の実施形態に係る医用情報処理装置２００は、造影剤が投与された被検体から収集されたハーモニック成分の信号である造影信号に基づいて造影画像データを生成する。また、医用情報処理装置２００は、造影剤バブルの経時的な移動を表すベクトルに基づいて追跡画像データを生成する。医用情報処理装置２００は、造影画像データ及び追跡画像データに基づいて、関心領域のうち造影信号を有し、且つ、移動ベクトルに起因する信号を有しない領域を特定する。ここで、移動ベクトルに起因する信号とは、例えば、図１６の右上図に図示した矢印の画素値に対応する。医用情報処理装置２００は、特定した領域に関する出力情報を出力する。これにより、医用情報処理装置２００は、造影剤の滞留箇所の解析を行うことができる。
　また、その他の実施形態に係る医用情報処理装置２００は、造影剤が投与された被検体から収集されたハーモニック成分の信号に対し、フレーム方向における信号変化の主成分を除去するフィルタ処理を行うことで推定した血流信号に基づいて血流画像データを生成する。医用情報処理装置２００は、造影剤バブルの経時的な移動を表すベクトルに基づいて追跡画像データを生成する。医用情報処理装置２００は、血流画像データ及び追跡画像データを表示させる。これにより、医用情報処理装置２００は、造影剤の滞留箇所の周辺の血流の移動ベクトルを示すバブル追跡画像を表示するので、造影剤の滞留箇所の解析を行うことができる。
　また、上述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、その全部又は一部を、各種の負荷や使用状況等に応じて、任意の単位で機能的又は物理的に分散・統合して構成することができる。更に、各装置にて行なわれる各処理機能は、その全部又は任意の一部が、ＣＰＵ及び当該ＣＰＵにて解析実行されるプログラムにて実現され、或いは、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、上述した実施形態において説明した各処理のうち、自動的に行なわれるものとして説明した処理の全部又は一部を手動的に行うこともでき、或いは、手動的に行なわれるものとして説明した処理の全部又は一部を公知の方法で自動的に行うこともできる。この他、上記文書中や図面中で示した処理手順、制御手順、具体的名称、各種のデータやパラメータを含む情報については、特記する場合を除いて任意に変更することができる。
　また、上述した実施形態で説明した画像解析方法は、予め用意された画像解析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等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。この画像解析プログラムは、インターネット等のネットワークを介して配布することができる。また、この画像解析プログラムは、ハードディスク、フレキシブルディスク（ＦＤ）、ＣＤ－ＲＯＭ、ＭＯ、ＤＶＤ等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。
　以上説明した少なくともひとつの実施形態によれば、造影剤の滞留箇所の解析を行うことができる。
　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、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。
　以上の実施形態に関し、発明の一側面および選択的な特徴として以下の付記を開示する。
（付記１）
　造影剤が投与された被検体から収集された造影信号に基づいて造影画像データを生成する造影画像生成部と、
　前記造影信号に対し、フィルタ処理を行うことで推定した血流信号に基づいて血流画像データを生成する血流画像生成部と、
　前記造影画像データ及び前記血流画像データに基づいて、関心領域のうち前記造影剤が滞留する領域を示す情報を出力する出力制御部と
　を備える、画像解析装置。
（付記２）
　前記領域を特定する特定部を更に備えてもよい。
（付記３）
　前記特定部は、前記領域として、関心領域のうち前記造影信号を有し且つ前記血流信号を有しない領域を特定してもよい。
（付記４）
　前記特定部は、前記造影画像データと前記血流画像データとの差分により前記領域を特定してもよい。
（付記５）
　前記領域は、第１領域であり、
　前記特定部は、更に、前記造影信号及び前記血流信号を有する第２領域を特定してもよい。
（付記６）
　前記被検体の第１走査領域から前記造影信号を収集する造影用超音波走査と、前記第１走査領域と少なくとも一部が重なる第２走査領域から前記血流信号を収集する血流用超音波走査とを実行する送受信部を更に備えてもよい。
（付記７）
　造影剤バブルの経時的な移動を表すベクトルに基づいて追跡画像データを生成する追跡画像生成部を更に備え、
　前記出力制御部は、前記追跡画像データを表示させてもよい。
（付記８）
　前記出力制御部は、前記情報として、前記造影画像データ及び前記血流画像データのうち少なくとも一方に前記領域を表示させてもよい。
（付記９）
　前記出力制御部は、前記情報として、前記領域における画素値の経時的変化を示すグラフを表示させてもよい。
（付記１０）
　前記出力制御部は、前記情報として、前記関心領域のうち前記領域が占める面積比を表示させてもよい。
（付記１１）
　前記出力制御部は、前記情報として、前記造影信号を有する領域のうち前記造影信号及び前記血流信号を有する第２領域が占める面積比を表示させてもよい。
（付記１２）
　前記出力制御部は、前記情報として、前記造影信号及び前記血流信号を有する第２領域のうち、閾値より大きい血流速度を有する第３領域が占める面積比を表示させてもよい。
（付記１３）
　前記出力制御部は、前記情報として、前記造影信号及び前記血流信号を有する第２領域のうち、閾値より小さい血流速度を有する第４領域が占める面積比を表示させてもよい。
（付記１４）
　前記領域は、第１領域であり、
　前記出力制御部は、前記情報として、
　前記造影画像データの造影信号を有する領域における画素値の経時的変化を示すグラフ、
　前記血流画像データの血流信号を有する領域における画素値の経時的変化を示すグラフ、
　閾値より大きい血流速度を有する第３領域における画素値の経時的変化を示すグラフ、
　閾値より小さい血流速度を有する第４領域における画素値の経時的変化を示すグラフ、
　前記関心領域のうち前記造影信号を有する領域が占める面積比の経時的変化を示すグラフ、
　前記関心領域のうち前記血流信号を有する領域が占める面積比の経時的変化を示すグラフ、
　前記関心領域のうち前記第１領域が占める面積比の経時的変化を示すグラフ、
　前記造影信号を有する領域のうち前記造影信号及び前記血流信号を有する第２領域が占める面積比の経時的変化を示すグラフ、
　前記造影信号及び前記血流信号を有する第２領域のうち、閾値より大きい血流速度を有する領域が占める面積比の経時的変化を示すグラフ、
　前記造影信号及び前記血流信号を有する第２領域のうち、閾値より小さい血流速度を有する領域が占める面積比の経時的変化を示すグラフ、
　前記関心領域における造影剤バブルの平均速度の経時的変化を示すグラフ、
　前記第１領域における造影剤バブルの平均速度の経時的変化を示すグラフ、及び、
　前記血流信号を有する領域における造影剤バブルの平均速度の経時的変化を示すグラフ、のうち２つ以上のグラフを同時に表示させてもよい。
（付記１５）
　超音波診断装置であってもよい。
（付記１６）
　前記造影信号は、前記造影剤が投与された被検体から収集されたハーモニック成分の信号であってもよい。
（付記１７）
　前記フィルタ処理は、フレーム方向における信号変化の主成分を除去するフィルタ処理であってもよい。
（付記１８）
　造影剤が投与された被検体から収集された造影信号に基づいて造影画像データを生成する造影画像生成部と、
　造影剤バブルの経時的な移動を表す追跡画像データを生成する追跡画像生成部と、
　前記造影画像データ及び前記追跡画像データに基づいて、関心領域のうち前記造影信号を有し、且つ、前記移動の量が閾値未満である領域を示す情報を出力する出力制御部と
　を備える、画像解析装置。
（付記１９）
　造影剤が投与された被検体から収集された信号に対し、フィルタ処理を行うことで推定した血流信号に基づいて血流画像データを生成する血流画像生成部と、
　造影剤バブルの経時的な移動を表す追跡画像データを生成する追跡画像生成部と、
　前記血流画像データ及び前記追跡画像データを表示させる出力制御部と
　を備える、画像解析装置。
（付記２０）
　造影剤が投与された被検体から収集された造影信号と、前記造影信号に対し、フィルタ処理を行うことで推定した血流信号とに基づいて、関心領域のうち前記造影剤が滞留する領域を示す情報を出力する出力制御部と
　を備える、画像解析装置。

Claims (20)

  1. 　造影剤が投与された被検体から収集された造影信号に基づいて造影画像データを生成する造影画像生成部と、
    　前記造影信号に対し、フィルタ処理を行うことで推定した血流信号に基づいて血流画像データを生成する血流画像生成部と、
    　前記造影画像データ及び前記血流画像データに基づいて、関心領域のうち前記造影剤が滞留する領域を示す情報を出力する出力制御部と
    　を備える、画像解析装置。
  2. 　前記領域を特定する特定部を更に備える、
    　請求項１に記載の画像解析装置。
  3. 　前記特定部は、前記領域として、関心領域のうち前記造影信号を有し且つ前記血流信号を有しない領域を特定する、
    　請求項２に記載の画像解析装置。
  4. 　前記特定部は、前記造影画像データと前記血流画像データとの差分により前記領域を特定する、
    　請求項２又は３に記載の画像解析装置。
  5. 　前記領域は、第１領域であり、
    　前記特定部は、更に、前記造影信号及び前記血流信号を有する第２領域を特定する、
    　請求項２～４のいずれか一つに記載の画像解析装置。
  6. 　前記被検体の第１走査領域から前記造影信号を収集する造影用超音波走査と、前記第１走査領域と少なくとも一部が重なる第２走査領域から前記血流信号を収集する血流用超音波走査とを実行する送受信部を更に備える、
    　請求項１～５のいずれか一つに記載の画像解析装置。
  7. 　造影剤バブルの経時的な移動を表すベクトルに基づいて追跡画像データを生成する追跡画像生成部を更に備え、
    　前記出力制御部は、前記追跡画像データを表示させる、
    　請求項１～６のいずれか一つに記載の画像解析装置。
  8. 　前記出力制御部は、前記情報として、前記造影画像データ及び前記血流画像データのうち少なくとも一方に前記領域を表示させる、
    　請求項１～７のいずれか一つに記載の画像解析装置。
  9. 　前記出力制御部は、前記情報として、前記領域における画素値の経時的変化を示すグラフを表示させる、
    　請求項１～８のいずれか一つに記載の画像解析装置。
  10. 　前記出力制御部は、前記情報として、前記関心領域のうち前記領域が占める面積比を表示させる、
    　請求項１～９のいずれか一つに記載の画像解析装置。
  11. 　前記出力制御部は、前記情報として、前記造影信号を有する領域のうち前記造影信号及び前記血流信号を有する第２領域が占める面積比を表示させる、
    　請求項１～１０のいずれか一つに記載の画像解析装置。
  12. 　前記出力制御部は、前記情報として、前記造影信号及び前記血流信号を有する第２領域のうち、閾値より大きい血流速度を有する第３領域が占める面積比を表示させる、
    　請求項１～１１のいずれか一つに記載の画像解析装置。
  13. 　前記出力制御部は、前記情報として、前記造影信号及び前記血流信号を有する第２領域のうち、閾値より小さい血流速度を有する第４領域が占める面積比を表示させる、
    　請求項１～１２のいずれか一つに記載の画像解析装置。
  14. 　前記領域は、第１領域であり、
    　前記出力制御部は、前記情報として、
    　前記造影画像データの造影信号を有する領域における画素値の経時的変化を示すグラフ、
    　前記血流画像データの血流信号を有する領域における画素値の経時的変化を示すグラフ、
    　閾値より大きい血流速度を有する第３領域における画素値の経時的変化を示すグラフ、
    　閾値より小さい血流速度を有する第４領域における画素値の経時的変化を示すグラフ、
    　前記関心領域のうち前記造影信号を有する領域が占める面積比の経時的変化を示すグラフ、
    　前記関心領域のうち前記血流信号を有する領域が占める面積比の経時的変化を示すグラフ、
    　前記関心領域のうち前記第１領域が占める面積比の経時的変化を示すグラフ、
    　前記造影信号を有する領域のうち前記造影信号及び前記血流信号を有する第２領域が占める面積比の経時的変化を示すグラフ、
    　前記造影信号及び前記血流信号を有する第２領域のうち、閾値より大きい血流速度を有する領域が占める面積比の経時的変化を示すグラフ、
    　前記造影信号及び前記血流信号を有する第２領域のうち、閾値より小さい血流速度を有する領域が占める面積比の経時的変化を示すグラフ、
    　前記関心領域における造影剤バブルの平均速度の経時的変化を示すグラフ、
    　前記第１領域における造影剤バブルの平均速度の経時的変化を示すグラフ、及び、
    　前記血流信号を有する領域における造影剤バブルの平均速度の経時的変化を示すグラフ、のうち２つ以上のグラフを同時に表示させる、
    　請求項１～１３のいずれか一つに記載の画像解析装置。
  15. 　超音波診断装置である、
    　請求項１～１４のいずれか一つに記載の画像解析装置。
  16. 　前記造影信号は、前記造影剤が投与された被検体から収集されたハーモニック成分の信号である、
    　請求項１～１５のいずれか一つに記載の画像解析装置。
  17. 　前記フィルタ処理は、フレーム方向における信号変化の主成分を除去するフィルタ処理である、
    　請求項１～１６のいずれか一つに記載の画像解析装置。
  18. 　造影剤が投与された被検体から収集された造影信号に基づいて造影画像データを生成する造影画像生成部と、
    　造影剤バブルの経時的な移動を表す追跡画像データを生成する追跡画像生成部と、
    　前記造影画像データ及び前記追跡画像データに基づいて、関心領域のうち前記造影信号を有し、且つ、前記移動の量が閾値未満である領域を示す情報を出力する出力制御部と
    　を備える、画像解析装置。
  19. 　造影剤が投与された被検体から収集された信号に対し、フィルタ処理を行うことで推定した血流信号に基づいて血流画像データを生成する血流画像生成部と、
    　造影剤バブルの経時的な移動を表す追跡画像データを生成する追跡画像生成部と、
    　前記血流画像データ及び前記追跡画像データを表示させる出力制御部と
    　を備える、画像解析装置。
  20. 　造影剤が投与された被検体から収集された造影信号と、前記造影信号に対し、フィルタ処理を行うことで推定した血流信号とに基づいて、関心領域のうち前記造影剤が滞留する領域を示す情報を出力する出力制御部と
    　を備える、画像解析装置。
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