(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
被検体の所定部位を超音波により走査して超音波画像を取得する超音波診断装置であって、
前記被検体に対して超音波を送信し且つ当該被検体内で反射した超音波を受信する超音波プローブと、
前記走査の為の送信波として、第１の画像を取得する為の第１の送信波を生成する第１の送信波生成部と、
前記走査の為の送信波として、前記第１の画像より感度又は分解能が優れた第２の画像を取得する為の第２の送信波を生成する第２の送信波生成部と、
前記第１の送信波による走査で取得した前記第１の画像、及び前記第２の送信波による走査で取得した前記第２の画像について、所定の変換処理により多重解像度解析を行う多重解像度解析部と、
前記多重解像度解析部による前記所定の変換処理によって取得した各解像度の各係数毎に、前記第１の画像と前記第２の画像との対応する各々の係数同士で所定のフィルタ演算を行うフィルタ演算部と、
前記フィルタ演算部による演算結果について、前記多重解像度解析部による変換処理の逆変換処理を行って、前記第１の画像と前記第２の画像との合成画像を生成する逆変換部と、
を具備することを特徴とする超音波診断装置。
【請求項２】
前記多重解像度解析部による前記所定の変換処理は、ウェーブレット変換、ステーショナリ・ウェーブレット変換、及びピラミッド変換の何れかの変換を行うことを特徴とする請求項１に記載の超音波診断装置。
【請求項３】
前記フィルタ演算部による前記所定のフィルタ演算は、各解像度毎における前記第１の画像と前記第２の画像との間の対応する各々の係数同士の加算平均処理、又は、所定の解像度よりも低解像度の係数については前記第１の画像の比率を高くした加算平均処理且つ所定の解像度よりも高解像度の係数については前記第２の画像の比率を高くした加算平均処理であることを特徴とする請求項１に記載の超音波診断装置。
【請求項４】
前記フィルタ演算部による前記所定のフィルタ演算は、所定の解像度よりも低解像度の前記係数については前記第１の画像の係数を用い、所定の解像度よりも高解像度の前記係数については前記第２の画像の係数を用いたフィルタ演算であることを特徴とする請求項１に記載の超音波診断装置。
【請求項５】
前記第１の画像及び前記第２の画像は、前記第１の送信波と前記第２の送信波とをフレーム交互に切り替えて走査して得られた画像であることを特徴とする請求項１に記載の超音波診断装置。
【請求項６】
前記第１の画像及び前記第２の画像は、前記第１の送信波と前記第２の送信波とをラスタ毎に切り替えて走査して得られた画像であることを特徴とする請求項１に記載の超音波診断装置。
【請求項７】
多重解像度解析部により処理後であって且つ前記フィルタ演算部による処理前に、前記第２の画像からエッジの位置情報を抽出し、該抽出したエッジ情報に基づいて前記第１の画像の各係数にエッジ強調処理或いはエッジ保存平滑化フィルタ処理を行うエッジ処理部を更に具備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。
【請求項８】
前記第１の送信波の波連長は、前記第２の送信波の波連長よりも長い波連長であることを特徴とする請求項１に記載の超音波診断装置。
【請求項９】
前記被検体中の毛細血管には造影剤バブルが注入されており、前記感度とは前記造影剤バブルの検出能であることを特徴とする請求項１に記載の超音波診断装置。
【請求項１０】
前記第１の送信波生成部により生成される前記第１の送信波の生成本数は、前記第２の送信波生成部により生成される前記第２の送信波の生成本数の略１／２であることを特徴とする請求項１に記載の超音波診断装置。
【請求項１１】
被検体の所定部位を超音波により走査して超音波画像を取得する超音波診断装置であって、
前記被検体に対して、所定の送信波を送信する送信部と、
前記送信波が送信された前記被検体で反射した超音波を、複数の受信周波数及び受信帯域で受信することにより、第１の画像と、前記第１の画像より感度又は分解能が優れた第２の画像と、を取得する受信部と、
前記受信部により取得した前記第１の画像及び前記第２の画像について、所定の変換処理により多重解像度解析を行う多重解像度解析部と、
前記多重解像度解析部による前記所定の変換処理によって取得した各解像度の各係数毎に、前記第１の画像と前記第２の画像との対応する各々の係数同士で所定のフィルタ演算を行うフィルタ演算部と、
前記フィルタ演算部による演算結果について、前記多重解像度解析部による変換処理の逆変換処理を行って、前記第１の画像と前記第２の画像との合成画像を生成する逆変換部と、
を具備することを特徴とする超音波診断装置。
【請求項１２】
造影剤が投与された被検体の所定部位を超音波により走査して超音波画像を取得する超音波診断装置であって、
前記被検体に対して超音波を送信し且つ当該被検体内で反射した超音波を受信する超音波プローブと、
前記走査の為の送信波として、振幅変調法を用いた第１の画像の生成に関する第１の送信波を生成する第１の送信波生成部と、
前記走査の為の送信波として、位相変調法を用いた第２の画像の生成に関する第２の送信波を生成する第２の送信波生成部と、
前記第１の送信波による走査で取得した前記第１の画像、及び前記第２の送信波による走査で取得した前記第２の画像について、所定の変換処理により多重解像度解析を行う多重解像度解析部と、
前記多重解像度解析部による前記所定の変換処理によって取得した各解像度の各係数毎に、前記第１の画像と前記第２の画像との対応する各々の係数同士で所定のフィルタ演算を行うフィルタ演算部と、
前記フィルタ演算部による演算結果について、前記多重解像度解析部による変換処理の逆変換処理を行って、前記第１の画像と前記第２の画像との合成画像を生成する逆変換部と、
を具備する超音波診断装置。
【請求項１３】
被検体の所定部位を超音波により走査して超音波画像を取得する超音波診断装置としてコンピュータを機能させるプログラムであって、
前記被検体に対し超音波を送信し且つ当該被検体内で反射した超音波を受信する機能と、
前記走査の為の送信波として、第１の画像を取得する為の第１の送信波を生成する第１の送信波生成機能と、
前記走査の為の送信波として、前記第１の画像より感度又は分解能が優れた第２の画像を取得する為の第２の送信波を生成する第２の送信波生成機能と、
前記第１の送信波による走査で取得した前記第１の画像、及び前記第２の送信波による走査で取得した前記第２の画像について、所定の変換処理によって多重解像度解析を行う多重解像度解析機能と、
前記多重解像度解析機能による前記所定の変換処理によって取得した各解像度の各係数毎に、前記第１の画像と前記第２の画像との対応する各々の係数同士で所定のフィルタ演算を行うフィルタ演算機能と、
前記フィルタ演算機能による演算結果について、前記所定の変換処理の逆変換処理を行って、前記第１の画像と前記第２の画像との合成画像を生成する逆変換機能と、
をコンピュータに実現させるプログラム。
【請求項１４】
造影剤が投与された被検体の所定部位を超音波により走査して超音波画像を取得する超音波診断装置としてコンピュータを機能させるプログラムであって、
前記被検体に対して超音波を送信し且つ当該被検体内で反射した超音波を受信する機能と、
前記走査の為の送信波として、振幅変調法を用いた第１の画像の生成に関する第１の送信波を生成する第１の送信波生成機能と、
前記走査の為の送信波として、位相変調法を用いた第２の画像の生成に関する第２の送信波を生成する第２の送信波生成機能と、
前記第１の送信波による走査で取得した前記第１の画像、及び前記第２の送信波による走査で取得した前記第２の画像について、所定の変換処理により多重解像度解析を行う多重解像度解析機能と、
前記多重解像度解析機能による前記所定の変換処理によって取得した各解像度の各係数毎に、前記第１の画像と前記第２の画像との対応する各々の係数同士で所定のフィルタ演算を行うフィルタ演算機能と、
前記フィルタ演算機能による演算結果について、前記多重解像度解析機能による変換処理の逆変換処理を行って、前記第１の画像と前記第２の画像との合成画像を生成する逆変換機能と、
をコンピュータに実現させるプログラム。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、超音波を送受信して組織像又はバブル像を取得して表示する超音波診断装置及び該超音波診断装置としてコンピュータを機能させるプログラムに関し、特に、視認性を向上させる為の画像処理を行う超音波診断装置及び該超音波診断装置としてコンピュータを機能させるプログラムに関する。
【背景技術】
【０００２】
近年、超音波診断装置が一般医療分野で広く使われている。超音波診断装置によれば、超音波プローブを被検体の体表面に当接させるだけの簡単な操作で、例えば被検体における心臓の拍動や胎児の動き等をリアルタイムで視認することができる。また、超音波診断装置は人体に対する安全性が高いとされており、繰り返し使用して検査を行うことができる。
【０００３】
さらには、超音波診断装置は、Ｘ線診断装置、ＣＴ装置、及びＭＲＩ装置等の他の医用画像診断装置に比べてシステム規模が小さい。従って、例えばベッドサイドへ移動させての検査も容易に行うことができる。具体的には、超音波診断装置は、その有する機能の種類によっても異なるが、例えば小型な装置としては例えば片手で持ち運べる程度の装置が開発されている。
【０００４】
このように、超音波診断装置は、放射線等により被曝の影響がないことや、小型な装置であることから、例えば在宅医療等においても使用することができる。
【０００５】
ところで、超音波診断装置においては、被検体内で媒質や小さな生体組織等により超音波の反射及び散乱が同時に生じることに起因する所謂スペックルノイズ（ｓｐｅｃｋｌｅ  ｎｏｉｓｅ）の問題が存在する。このスペックルノイズによって、映像の画質が落ちるだけでなく、観察しようとする身体器官と背景との境界などの重要な形態の表示において正確性が落ちる。このようなスペックルノイズは、超音波診断装置により取得した映像を用いた映像解釈、器官認識等の分野で大きな障害になっている。
【０００６】
この問題を解決する為に、例えば特許文献１には次のような技術が開示されている。
【０００７】
すなわち、特許文献１には、（ａ）２次元超音波入力映像を多重解像度で構成される複数の映像でＮ（正の整数）レベルに分解（ｄｅｃｏｍｐｏｓｉｔｉｏｎ）する段階；（ｂ）上記分解された映像で各ピクセルの特性を判定する段階；（ｃ）上記ピクセル特性に基づいて分解された映像に対して画質改善処理を実施する段階；（ｄ）上記分解された映像に対して１レベル合成（ｃｏｍｐｏｓｉｔｉｏｎ）を実施する段階；及び（ｅ）上記合成された映像の大きさが上記２次元超音波映像の大きさと同一になるまで上記（ｂ）〜（ｄ）段階を反復して実施する段階から成る技術が開示されている。具体的には、前記（ａ）の段階で用いる多重解像度分析には、ウェーブレット変換（ｗａｖｅｌｅｔ ｔｒａｎｓｆｏｒｍ）を用いている。
【０００８】
この特許文献１に開示された技術によれば、スペックルノイズが除去される為、超音波診断装置により取得する映像の画質が改善される。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００９】
【特許文献１】特開２００６−１１６３０７号公報
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【００１０】
ところで、超音波診断装置によれば、超音波プローブから被検体内部へ超音波を送信し、被検体内部からの反射信号を受信して画像化する為、超音波が被検体内を伝播する過程において超音波が散乱したり、減衰したりする等の問題がある。すなわち、被検体内における深部ほど、超音波診断装置による映像化は困難となる。
【００１１】
具体的には、例えば、超音波の送信波形の波連長が短い場合には距離分解能は優れているが、波連長が長い場合に比べて深部感度が劣る。また、超音波の周波数が高いほど空間分解能が優れるが、超音波の伝播中の減衰の程度も高くなる為に深部感度が低くなる。
【００１２】
同様のことは、造影超音波検査についても言える。造影超音波検査の場合、造影バブルの検出感度は診断において勿論重要であるが、高い空間分解能で造影バブルを細かく視認できることも、病変の辺縁情報の視認し易さ等の理由で、臨床的には重要なポイントである。
【００１３】
上述したように、超音波診断装置においては、取得する映像の感度と分解能とが所謂トレードオフの関係にあり、両者を両立させることが非常に困難である。
【００１４】
なお、特許文献１に開示されている技術は、このような問題を解決する技術ではない。
【００１５】
本発明は、前記の事情に鑑みて為されたものであり、感度（輝度）と分解能（視認性）とを両立する映像を取得することができる超音波診断装置及びプログラムを提供することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【００１６】
上記の目的を達成するために、本発明の第１の態様による超音波診断装置は、
被検体の所定部位を超音波により走査して超音波画像を取得する超音波診断装置であって、
前記被検体に対して超音波を送信し且つ当該被検体内で反射した超音波を受信する超音波プローブと、
前記走査の為の送信波として、第１の画像を取得する為の第１の送信波を生成する第１の送信波生成部と、
前記走査の為の送信波として、前記第１の画像より感度又は分解能が優れた第２の画像を取得する為の第２の送信波を生成する第２の送信波生成部と、
前記第１の送信波による走査で取得した前記第１の画像、及び前記第２の送信波による走査で取得した前記第２の画像について、所定の変換処理により多重解像度解析を行う多重解像度解析部と、
前記多重解像度解析部による前記所定の変換処理によって取得した各解像度の各係数毎に、前記第１の画像と前記第２の画像との対応する各々の係数同士で所定のフィルタ演算を行うフィルタ演算部と、
前記フィルタ演算部による演算結果について、前記多重解像度解析部による変換処理の逆変換処理を行って、前記第１の画像と前記第２の画像との合成画像を生成する逆変換部と、
を具備することを特徴とする。
【００１７】
上記の目的を達成するために、本発明の第２の態様による超音波診断装置は、
被検体の所定部位を超音波により走査して超音波画像を取得する超音波診断装置であって、
前記被検体に対して、所定の送信波を送信する送信部と、
前記送信波が送信された前記被検体で反射した超音波を、複数の受信周波数及び受信帯域で受信することにより、第１の画像と、前記第１の画像より感度又は分解能が優れた第２の画像と、を取得する受信部と、
前記受信部により取得した前記第１の画像及び前記第２の画像について、所定の変換処理により多重解像度解析を行う多重解像度解析部と、
前記多重解像度解析部による前記所定の変換処理によって取得した各解像度の各係数毎に、前記第１の画像と前記第２の画像との対応する各々の係数同士で所定のフィルタ演算を行うフィルタ演算部と、
前記フィルタ演算部による演算結果について、前記多重解像度解析部による変換処理の逆変換処理を行って、前記第１の画像と前記第２の画像との合成画像を生成する逆変換部と、
を具備することを特徴とする。
【００１８】
上記の目的を達成するために、本発明の第３の態様による超音波診断装置は、
造影剤が投与された被検体の所定部位を超音波により走査して超音波画像を取得する超音波診断装置であって、
前記被検体に対して超音波を送信し且つ当該被検体内で反射した超音波を受信する超音波プローブと、
前記走査の為の送信波として、振幅変調法を用いた第１の画像の生成に関する第１の送信波を生成する第１の送信波生成部と、
前記走査の為の送信波として、位相変調法を用いた第２の画像の生成に関する第２の送信波を生成する第２の送信波生成部と、
前記第１の送信波による走査で取得した前記第１の画像、及び前記第２の送信波による走査で取得した前記第２の画像について、所定の変換処理により多重解像度解析を行う多重解像度解析部と、
前記多重解像度解析部による前記所定の変換処理によって取得した各解像度の各係数毎に、前記第１の画像と前記第２の画像との対応する各々の係数同士で所定のフィルタ演算を行うフィルタ演算部と、
前記フィルタ演算部による演算結果について、前記多重解像度解析部による変換処理の逆変換処理を行って、前記第１の画像と前記第２の画像との合成画像を生成する逆変換部と、
を具備することを特徴とする。
【００１９】
上記の目的を達成するために、本発明の第４の態様によるプログラムは、
被検体の所定部位を超音波により走査して超音波画像を取得する超音波診断装置としてコンピュータを機能させるプログラムであって、
前記被検体に対し超音波を送信し且つ当該被検体内で反射した超音波を受信する機能と、
前記走査の為の送信波として、第１の画像を取得する為の第１の送信波を生成する第１の送信波生成機能と、
前記走査の為の送信波として、前記第１の画像より感度又は分解能が優れた第２の画像を取得する為の第２の送信波を生成する第２の送信波生成機能と、
前記第１の送信波による走査で取得した前記第１の画像、及び前記第２の送信波による走査で取得した前記第２の画像について、所定の変換処理によって多重解像度解析を行う多重解像度解析機能と、
前記多重解像度解析部による前記所定の変換処理によって取得した各解像度の各係数毎に、前記第１の画像と前記第２の画像との対応する各々の係数同士で所定のフィルタ演算を行うフィルタ演算機能と、
前記フィルタ演算部による演算結果について、前記所定の変換処理の逆変換処理を行って、前記第１の画像と前記第２の画像との合成画像を生成する逆変換機能と、
をコンピュータに実現させることを特徴とする。
【００２０】
上記の目的を達成するために、本発明の第５の態様によるプログラムは、
造影剤が投与された被検体の所定部位を超音波により走査して超音波画像を取得する超音波診断装置としてコンピュータを機能させるプログラムであって、
前記被検体に対して超音波を送信し且つ当該被検体内で反射した超音波を受信する機能と、
前記走査の為の送信波として、振幅変調法を用いた第１の画像の生成に関する第１の送信波を生成する第１の送信波生成機能と、
前記走査の為の送信波として、位相変調法を用いた第２の画像の生成に関する第２の送信波を生成する第２の送信波生成機能と、
前記第１の送信波による走査で取得した前記第１の画像、及び前記第２の送信波による走査で取得した前記第２の画像について、所定の変換処理により多重解像度解析を行う多重解像度解析機能と、
前記多重解像度解析機能による前記所定の変換処理によって取得した各解像度の各係数毎に、前記第１の画像と前記第２の画像との対応する各々の係数同士で所定のフィルタ演算を行うフィルタ演算機能と、
前記フィルタ演算機能による演算結果について、前記多重解像度解析機能による変換処理の逆変換処理を行って、前記第１の画像と前記第２の画像との合成画像を生成する逆変換機能と、
をコンピュータに実現させる。
【発明の効果】
【００２１】
本発明によれば、感度（輝度）と分解能（視認性）とを両立する映像を取得することができる超音波診断装置及びプログラムを提供することができる。
【図面の簡単な説明】
【００２２】
【図１】本発明の一実施形態に係る超音波診断装置のシステム構成を示すブロック図である。
【図２】本一実施形態に係る超音波診断装置１０における前記画像生成回路２４による画像合成処理の原理を示す図である。
【図３】フレーム交互に送信波の切り替えを行なって画像ａと画像ｂとを取得し、連続する２フレーム間で上述の画像合成処理を行って合成画像ｃを生成する処理を説明する図である。
【図４】ラスタ毎に送信波の切り替えを行って画像ａと画像ｂとを取得し、ラスタ毎に画像合成処理を行って合成画像ｃを生成する処理を説明する図である。
【図５】変形例に係る超音波診断装置のシステム構成の一例を示す図である。
【図６】スペックル除去処理ユニットにおいて実行されるスペックル除去機能に従う処理（スペックル除去処理）の流れを示す図である。
【図７】非線形異方性拡散フィルタによるフィルタ処理の手順のフローチャートを示す図である。
【発明を実施するための最良の形態】
【００２３】
図１は、本一実施形態に係る超音波診断装置１０のシステム構成を示すブロック図である。同図に示すように、超音波診断装置１０は、超音波プローブ１２と、入力装置１３と、モニタ１４と、送受信ユニット２１と、Ｂモード処理ユニット２２と、ドプラ処理ユニット２３と、画像生成回路２４と、制御プロセッサ２５と、内部記憶装置２６と、インターフェイス２９と、記憶部３０と、位置センサユニット３１と、を具備する。
【００２４】
なお、前記送受信ユニット２１等は、集積回路などのハードウェアで構成してもよいし、ソフトウェア的にモジュール化されたソフトウェアプログラムとして構成しても勿論よい。
【００２５】
前記超音波プローブ１２は、前記送受信ユニット２１からの駆動信号に基づいて、被検体Ｐとの間で照射・反射される超音波信号の送受波を担うデバイス（探触子）であり、電気／機械可逆的変換素子としての圧電セラミック等の圧電素子で形成されている。この超音波プローブ１２は、例えばアレイ状に配列される複数の圧電素子を先端部に装備したフェーズドアレイタイプのもので構成される。これにより、超音波プローブ１２は、供給されるパルス駆動電圧を超音波パルス信号に変換して被検体のスキャン領域内の所望方向に送信し、且つ被検体から反射してきた超音波信号をこれに対応する電圧のエコー信号に変換する。
【００２６】
なお、超音波プローブ１２は、例えば被検体に対して三次元走査が可能な二次元アレイプローブ（超音波振動子がマトリックス状に配置されたプローブ）であるとする。しかしながら、例えば超音波プローブ１２を一次元アレイプローブ（超音波振動子が一方向に沿って配置されたプローブ）とし、手動方式、機械方式、拡散ビーム方式によって三次元走査を行う構成としても勿論よい。
【００２７】
前記入力装置１３は、当該超音波診断装置１０に接続され、オペレータからの各種指示、条件、関心領域（ＲＯＩ）の設定指示、種々の画質条件設定指示、等を当該超音波診断装置１０に取り込む為のトラックボール１３ａと、各種スイッチ１３ｂと、を有する。
【００２８】
前記モニタ１４は、画像生成回路２４によって生成されたビデオ信号に基づいて、例えば生体内の形態学的情報や血流情報等の画像を表示する。
【００２９】
前記送受信ユニット２１は、不図示のパルサ回路と、遅延回路と、トリガ発生回路と、アンプ回路と、Ａ／Ｄ変換器と、加算器と、を有する。前記パルサ回路は、所定のレート周波数ｆｒ Ｈｚ（周期；１／ｆｒ秒）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。前記遅延回路は、チャンネル毎に超音波をビーム状に集束し且つ送信指向性を決定するのに必要な遅延時間を、各レートパルスに与える。前記トリガ発生回路は、このレートパルスに基づくタイミングで、前記超音波プローブ１２に駆動パルスを印加する。前記アンプ回路は、前記超音波プローブ１２を介して取り込まれたエコー信号をチャンネル毎に増幅する。前記Ａ／Ｄ変換器は、増幅されたエコー信号に対し受信指向性を決定するのに必要な遅延時間を与える。前記加算器は、加算処理により、エコー信号の受信指向性に応じた方向からの反射成分を強調し、受信指向性と送信指向性とにより超音波送受信の総合的なビームを形成する。
【００３０】
なお、前記送受信ユニット２１は、制御プロセッサ２５の指示に従って所定のスキャンシーケンスを実行する為に、送信周波数及び送信駆動電圧等を瞬時に変更可能な機能を有している。
【００３１】
前記Ｂモード処理ユニット２２は、前記送受信ユニット２１から出力されたエコー信号に対して、対数増幅及び包絡線検波処理等を施し、信号強度が輝度の明るさによって表現されるデータを生成する。このデータは、画像生成回路２４に出力され、反射波の強度を輝度にて表したＢモード画像としてモニタ１４に表示される。
【００３２】
前記ドプラ処理ユニット２３は、速度情報を周波数解析し、その解析結果を被検体内の血流又は組織の移動速度情報を担う信号として、画像生成回路２４へ出力する。
【００３３】
前記画像生成回路２４は、前記Ｂモード処理ユニット２２及び前記ドプラ処理ユニット２３からの出力信号を、表示座標へ座標変換し、Ｂモード像及びＣＦＭ（カラー・フロー・マッピング）像に関する各種画像処理及び合成処理を行い、更にこれらの画像に基づいて各種の定量解析や計測を行い、それらの結果を示す情報を画像上に付加する等の画像処理を行い、その結果得られた画像信号をＴＶ用のスキャン信号に変換してビデオ信号としてモニタ１４に出力する。
【００３４】
なお、三次元走査によるマルチプレーン表示（異なる断面に関する複数の超音波画像の表示）を実行する場合には、画像生成回路２４は、三次元走査によって得られる複数断面の画像を、所定の形態にて順次又は同時に表示するための画像データを生成する。
【００３５】
前記制御プロセッサ２５は、情報処理装置（計算機）としての機能を持ち、当該超音波診断装置１０の動作を統括的に制御する制御手段である。この制御プロセッサ２５は、必要に応じて内部記憶装置２６から画像生成・表示等を実行する為の制御プログラムを読み出し、該制御プログラムを自身が所有するメモリ領域上に展開し、各種処理に関する演算・制御等を実行する。
【００３６】
前記内部記憶装置２６は、所定のスキャンシーケンス、画像生成、表示処理を実行する為の制御プログラムや、診断情報（患者ＩＤ、医師の所見等）、診断プロトコル、送受信条件、及びその他のデータ群が記憶している。なお、この内部記憶装置２６に記憶されているデータは、前記インターフェイス２９を経由して外部周辺装置へ転送することも可能である。
【００３７】
前記インターフェイス２９は、入力装置１３、ネットワーク、及び外部記憶装置（不図示）等との接続の為のインターフェイスである。なお、当該超音波診断装置１０によって取得した超音波画像等のデータや解析結果等は、このインターフェイス２９によって、ネットワークを介して他の装置等に転送可能である。
【００３８】
前記記憶部３０は、当該超音波診断装置１０によって収集された画像及びネットワークを介して取得した各種画像を記憶する画像メモリ３０ａと、当該超音波診断装置１０を機能させる為のソフトウェアを格納するソフトウェア格納部３０ｂと、を有する。
【００３９】
前記位置センサユニット３１は、前記超音波プローブ１２の位置及び向きを検出する為のセンサユニットである。
【００４０】
ところで、本一実施形態においては、互いに異なる複数種類の送信波による走査で取得した画像を合成処理する。図２は、本一実施形態に係る超音波診断装置１０における前記画像生成回路２４による画像合成処理の原理を示す図である。ここでは２つの画像すなわち画像aと画像bとを合成する場合を例に、前記画像合成処理について説明する。
【００４１】
まず、感度重視の画像である画像aを取得する為に比較的波連長の長い波形を送信波形の送信波として用いる。そして、第２高調波の帯域のみをバンドパスフィルタで取り出し、画像aを得る。なお、位相変調の技術（Ｐｈａｓｅ  ｉｎｖｅｒｓｉｏｎ,Ｐｈａｓｅ  Ｍｏｄｕｌａｔｉｏｎ,Ｐｈａｓｅ  Ｓｕｂｔｒａｃｔｉｏｎ等と称される）を用いることで、第２高調波を感度良く受信することも可能である。
【００４２】
続いて、比較的波連長の短い送信波形の送信波を用いて、画像aと同様に、第２高調波帯域を映像化することで、分解能重視の画像である画像ｂを得る。このとき送信シーケンスとしては、画像a取得の為の送信波の送信と、画像b取得の為の送信波の送信と、をフレーム交互で切り替える。なお、ラスタ交互に送受信を切り替えても勿論よい。
【００４３】
そして、各々のスキャンによって取得された画像は、各々のスキャン条件で前記画像生成回路２４によって座標変換された後、連続する２つの画像に対して、多重解像度解析を行う。すなわち、例えばＬレベル（例えば２，３程度）の２次元離散ウェーブレット変換を行う。以下、具体的に説明する。
【００４４】
ここでは、画像a及び画像bの多重解像度解析を行う為にレベル３の２次元離散ウェーブレット変換を行う場合を例に説明する。
【００４５】
すなわち、まずレベル１の２次元離散ウェーブレット変換でＡ１(Ａｐｐｒｏｘｉｍａｔｉｏｎ)，Ｈ１(Ｈｏｒｉｚｏｎｔａｌ  ｄｅｔａｉｌ)，Ｖ１(Ｖｅｒｔｉｃａｌ  ｄｅｔａｉｌ)，Ｄ１(Ｄｉａｇｏｎａｌ  ｄｅｔａｉｌ)のウェーブレット係数に分解する。
【００４６】
次に、Ａ１を更に２次元離散ウェーブレット変換することで、Ａ２，Ｈ２，Ｖ２，Ｄ２を得る。更に、Ａ２を２次元離散ウェーブレット変換することで、Ａ３，Ｈ３，Ｖ３，Ｄ３を得る。以上の処理を、画像ａ及び画像ｂの双方においてそれぞれ行う。
【００４７】
ここで、対応するウェーブレット係数同士で所定の演算を行うことで、新しい係数を作成する。前記所定の演算としては、例えば次のような演算を挙げることができる。
【００４８】
すなわち、
Ａ３＝Ａ３ａあるいはＭｅａｎ(Ａ３ａ，Ａ３ｂ)あるいは０．８＊Ａ３ａ＋０．２＊Ａ３ｂ等のようにＡ３ａの比率を上げて加算平均
Ｈ３＝Ｈ３ｂもしくはＨ３ｂの比率を上げて加算平均
Ｖ３＝Ｖ３ｂもしくはＶ３ｂの比率を上げて加算平均
Ｄ３＝Ｄ３ｂもしくはＤ３ｂの比率を上げて加算平均
Ｈ２＝Ｈ２ｂもしくはＨ２ｂの比率を上げて加算平均
Ｖ２＝Ｖ２ｂもしくはＶ２ｂの比率を上げて加算平均
Ｄ２＝Ｄ２ｂもしくはＤ２ｂの比率を上げて加算平均
Ｈ１＝Ｈ１ｂもしくはＨ１ｂの比率を上げて加算平均
Ｖ１＝Ｖ１ｂもしくはＶ１ｂの比率を上げて加算平均
Ｄ１＝Ｄ１ｂもしくはＤ１ｂの比率を上げて加算平均
但し、○○ａ及び○○ｂは、それぞれ画像ａ，ｂの係数○○であることを示している。また、Ｍｅａｎ(ａ，ｂ)は、画像a及び画像bの係数○○の平均値を計算する演算である。なお、ここでｂ＝0の場合はａの値を出力し、a＝0の場合はbの値を出力することも可能であるとする。
【００４９】
上述した演算を行った後、前記係数Ａ３，Ｈ３，Ｖ３，Ｄ３を２次元離散逆ウェーブレット変換して係数Ａ２を算出する。さらに、前記係数Ａ２，Ｈ２，Ｖ２，Ｄ２から２次元離散逆ウェーブレット変換を行って係数Ａ１を算出する。そして、前記係数Ａ１，Ｈ１，Ｖ１，Ｄ１から２次元離散逆ウェーブレット変換を行って合成画像を得る。
【００５０】
ここで、上述した画像合成処理について詳細に説明する。ここでは、２枚のフレームについて各々ウェーブレット係数毎に演算を行う場合を例に説明する。
【００５１】
まず、演算関数をfunc(a1,a2,・・・,aN, M, Level)とする。ここで、a1,a2,・・・,aNは入力データを、M＝0はApproximationを、M＝1はHorizontal detailを、M＝2はVertical detailを、M＝3はDiagonal detailを,Levelはウェーブレット展開数を、それぞれ示している。また、idwt2は２次元離散逆ウェーブレット変換を示している。
【００５２】
すると、前記演算は、
A(L)＝func(A(L,n),A(L,n-1),・・・,A(L,n-k),0,L)
H(L)＝func(H(L,n),H(L,n-1),・・・,H(L,n-k),1,L)
V(L)＝func(V(L,n),V(L,n-1),・・・,V(L,n-k),2,L)
D(L)＝func(D(L,n),D(L,n-1),・・・,D(L,n-k),3,L)
H(L-1)＝func(H(L-1,n),H(L-1,n-1),・・・,H(L-1,n-k),1,L-1)
V(L-1)＝func(V(L-1,n),V(L-1,n-1),・・・,V(L-1,n-k),2,L-1)
D(L-1)＝func(D(L-1,n),D(L-1,n-1),・・・,D(L-1,n-k),3,L-1)
・・・・・・・・
H(1)＝func(H(L,n),H(L,n-1),・・・,H(L,n-k),1,1)
V(1)＝func(V(L,n),V(L,n-1),・・・,V(L,n-k),2,1)
D(1)＝func(D(L,n),D(L,n-1),・・・,D(L,n-k),3,1)
A(L-1)＝idwt2(A(L),H(L),V(L),D(L))
A(L-2)＝idwt2(A(L-1),H(L-1),V(L-1),D(L-1))
・・・・・・・・
A(0)＝idwt2(A(1),H(1),V(1),D(1))
として示される。ここで、A(0)が合成処理後の画像である。
【００５３】
ここで、前記演算関数の一例としては、例えば次の様な演算を挙げることができる。すなわち、全てのLevelにおいて、
func(a1,a2,・・・,aN, M, Level) ＝a       M＝0
func(a1,a2,・・・,aN, M, Level) ＝ a2     M＝1,2,3
つまり、Approximationに関しては画像aの係数を、それ以外に関しては画像bの係数を用いて演算を行う。なお、画像ａ及び画像ｂのうち何れか一方の係数を用いるのではなく、所定の配分比率で加算平均処理を施しても勿論良い。更には、このような加算平均処理の際の配分比率に関しては、ユーザ所望の値に設定可能としてもよい。また、この設定をユーザが行う為の操作部等を設けても勿論よい。
【００５４】
上述したように、Approximationの係数については画像aの係数を用いることで、画像の大まかな輝度分布、構造については画像ａから得られることになる。他方、Ｈ，Ｖ，Ｄのdetail係数については画像ｂの情報が反映される為に、見た目の粒の細かさ当は画像ｂのものを受け継ぐことになる。
【００５５】
ここで、例えば図３に示すようにフレーム交互に上述した送信波の切り替えを行なって画像ａと画像ｂとを取得し、連続する２フレーム間で上述の画像合成処理を行って合成画像ｃを生成する場合は、上述した処理によって生成した合成画像を前記モニタ１４に表示させる際に見た目のフレームレートが変わらないという利点がある。
【００５６】
他方、例えば図４に示すようにラスタ毎に送信波の切り替えを行って画像ａと画像ｂとを取得し、ラスタ毎に上述の画像合成処理を行って合成画像ｃを生成する場合は、この生成した合成画像を前記モニタ１４に表示させる際に一フレーム間での時相ズレが少なくなるという利点がある。但し、この場合フレームレートは低下してしまう。
【００５７】
このような問題点を克服する為に、例えば画像aと画像bとでラスタ本数を変えることで、フレームレートの低下を抑制することができる。すなわち、画像aに関しては高解像度が要求されない為、送信波ラスタ数を半分程度まで削減しても問題は生じないと言える。
【００５８】
なお、上述した例では、各画素毎の係数のみを使用して演算を行ったが、近傍画素の係数を使用して演算を行っても勿論良い。例えば、位置(x,y)にある２枚の画像のAbsMaxの計算方法として、１枚目の画像の(x,y)を含む周囲５×５点の平均値a1を計算し、２枚目の画像の(x,y)を含む周囲５×５点の平均値a2を計算し、a1とa2の絶対値の大きい方の値を(x,y)における出力値としても良い。
【００５９】
ところで、本一実施形態に係る超音波診断装置による上述した一連の画像合成処理は、プログラム化することで、或いはプログラム化した後当該プログラムを記憶媒体に読み込むことによって、当該超音波診断装置とは独立したソフトウェア製品単体としての販売、配布も容易になり、また本一実施形態に係る技術を他のハードウェア上で利用することも可能となる。
【００６０】
以上説明したように、本一実施形態によれば、感度（輝度）と分解能（視認性）とを両立する映像を取得することができる超音波診断装置及びプログラムを提供することができる。
【００６１】
具体的には、ウェーブレット変換により取得した低周波成分については主として高感度（高輝度）の画像aの係数を出力し、高周波成分については主として高分解能（高視認性）の画像bの係数を出力する演算を行うことで、画像ａ及び画像ｂ双方の長所を受け継いだ画像を生成することができる。従って、互いに利点が異なる２枚の画像の長所を一枚の画像上で表現できる為、検査効率及び診断効率の向上に寄与する。
【００６２】
ところで、前記一実施形態に係る超音波診断装置による上述した画像合成処理に、更にエッジの強調やスペックル低減の為のフィルタ処理を組み合わせた処理を行っても勿論よい。以下、詳細に説明する。
【００６３】
［変形例］
例えば、特許文献１に開示されているような多重解像度解析と、以下説明するような非線形拡散フィルタと、を組み合わせた処理を上述した画像合成処理前に挿入してもよい。このような処理を行うことで、スペックルが少なくエッジが強調された見やすい画像を生成することができる。
【００６４】
以下、本変形例の主な特徴である非線形拡散フィルタによるスペックル除去機能について詳細に説明する。この機能は、前記画像生成回路２４による所謂スキャンコンバージョン処理前の画像データ（生データ）を階層的に多重解像度分解して、第１レベルから第ｎレベル（ただし、ｎは２以上の自然数）の低域分解画像データ及び第１レベルから第ｎレベルの高域分解画像データを取得し、一段下の階層からの出力データ又は最も下位の階層における前記低域分解画像データに非線形異方性拡散フィルタを施すと共に、一段下の階層からの出力データ又は最も下位の階層における低域分解画像データから、信号のエッジ情報を階層毎に生成するフィルタリングを施す。
【００６５】
また、各階層のエッジ情報に基づいて、高域分解画像データの信号レベルを前記階層毎に制御すると共に、各階層において得られる、非線形異方性拡散フィルタの出力データ及び高域レベル制御の出力データを階層的に多重解像度合成することで、多重解像度分解と非線形異方性拡散フィルタ処理との相乗効果により、スペックル除去を行う。なお、本実施形態においては、説明を具体的にするため、多重解像度分解のレベルの数ｎが３である場合を例とする。しかしながら、当該例に拘泥することなく、例えばんは２以上の自然数であれば、どの様な値であってもよい。
【００６６】
図５は、本変形例に係る超音波診断装置のシステム構成の一例を示す図である。前記一実施形態に係る超音波診断装置との主な相違点は、スペックル除去処理ユニット４６の有無である。
【００６７】
図６は、スペックル除去処理ユニット４６において実行されるスペックル除去機能に従う処理（スペックル除去処理）の流れを示す図である。
【００６８】
図６に示すように、まず、レベル１のウェーブレット変換部２６１ａは、Ｂモード処理ユニット２２から入力した画像データ（生データ）を多重解像度分解する。なお、ここでの「ウェーブレット変換」は、離散ウェーブレット変換を意味するものとする。また、ウェーブレット変換は多重解像度分解のための例示であり、本発明の技術的思想は、当該手法に拘泥されない。例えば、ラプラシアン・ピラミッド法など他の手法によって多重解像度分解を実現するようにしてもよい。多重解像度分解の結果、分解後の画像データは、分解前に比べ縦横の長さが半分の低域画像（LL）、水平方向高域画像（LH）、垂直方向高域画像（HL）、対角線方向高域画像（HH）に分解される。分解された画像データのうち、低域画像（LL）はレベル２のウェーブレット変換部２６２ａに、水平方向高域画像（LH）、垂直方向高域画像（HL）、対角線方向高域画像（HH）は高域レベル制御部２６１ｂに、それぞれ出力される。
【００６９】
また、レベル２のウェーブレット変換部２６２ａは、レベル１のウェーブレット変換部２６１ａから入力した低域画像（LL）を多重解像度分解して低域画像（LL）、水平方向高域画像（LH）、垂直方向高域画像（HL）、対角線方向高域画像（HH）を取得し、低域画像（LL）をレベル２のウェーブレット変換部２６３ａに、水平方向高域画像（LH）、垂直方向高域画像（HL）、対角線方向高域画像（HH）は高域レベル制御部２６２ｂに、それぞれ出力する。
【００７０】
さらに、レベル２のウェーブレット変換部２６３ａは、レベル２のウェーブレット変換部２６２ａから入力した低域画像（LL）を多重解像度分解して低域画像（LL）、水平方向高域画像（LH）、垂直方向高域画像（HL）、対角線方向高域画像（HH）を取得し、低域画像（LL）を当該レベル３の非線形異方性拡散フィルタ２６３ｃに、水平方向高域画像（LH）、垂直方向高域画像（HL）、対角線方向高域画像（HH）は高域レベル制御部２６３ｂに、それぞれ出力する。
【００７１】
次に、レベル３の非線形異方性拡散フィルタ２６３ｃは、低域画像（LL）にフィルタリングし、当該フィルタリング後の低域画像（LL）をウェーブレット逆変換部２６３ｄに出力する。また、レベル３の非線形異方性拡散フィルタ２６３ｃは、低域画像（LL）に基づくエッジ情報も生成し、ウェーブレット逆変換部２６３ｄに出力する。
【００７２】
ここで、非線形異方性拡散フィルタについて説明する。非線形異方性拡散フィルタは以下の偏微分方程式（１）で表される。
【数１】
0005586375.tif 000002
【００７３】
Ｉは処理する画像の画素レベル、∇Ｉはその勾配ベクトル（gradient vector）、ｔは処理にかかわる時刻である。Ｄは拡散テンソル（Diffusion Tensor）であって、次の式（２）ように表すことができる。
【数２】
0005586375.tif 000003
【００７４】
Ｒは回転行列であり、拡散テンソルＤは、各画素の勾配ベクトルに対し特定の向きとその垂直方向にそれぞれ係数λ１，λ２をかける演算操作を示すことになる。その向きとは検出された画像のエッジの向きであり、係数はエッジの大きさに依存する。
【００７５】
エッジの大きさと向きを検出するには、一般的に当該画像の構造テンソル（structure tensor）を求め、その固有値と固有ベクトルを算出する。固有値はエッジの大きさに関連付けられ、固有ベクトルはエッジの向きを表す。構造テンソルは次の式（３）ように定義される。
【数３】
0005586375.tif 000004
【００７６】
ここでＩｘ，Ｉｙは処理する画像Ｉのｘ（水平）方向・ｙ（垂直）方向の空間微分であり、Ｇρは２次元ガウス関数、演算子「＊」は畳み込みを表す。エッジの大きさと向きの算出は必ずしも上記の方法に厳密に従わなくともよく、処理の第一段階としてＩｘ，Ｉｙを計算するかわりに、ソーベルフィルタ（sobel filter）や、多重解像度分解の高域成分を適用してもよい。
【００７７】
係数λ１，λ２の計算方法は各診断分野における超音波画像の特性によって異なってくるが、一般的な数式を用意して、いくつかのパラメータによって調整できるようにすれば便利である。
【００７８】
またフィルタ自体の計算は、偏微分方程式の数値解析的解法によって行う。すなわち、時刻tにおいて、ある点における画素とその周囲の例えば９点における各画素レベルおよび拡散テンソルの各要素値から、時刻ｔ＋Δｔにおけるその点の新たな画素レベルを求め、次にｔ＋Δｔを新たなｔとして、同様の計算を１回から数回繰り返す。
【００７９】
図７は、非線形異方性拡散フィルタ２６３ｃ（又は２６１ｃ、２６２ｃ）のフィルタ処理の手順を示すフローチャートである。同図に示すように、非線形異方性拡散フィルタ２６３ｃは、入力した低域画像（LL）をｘ，ｙ方向に微分し（ステップＳ１）、構造テンソルｓ１１，ｓ１２，ｓ２２を計算する（ステップＳ２）。なお、ステップＳ２における計算には、ガウスフィルタの計算も含まれる。
【００８０】
次に、非線形異方性拡散フィルタ２６３ｃは、構造テンソルの各要素からエッジの大きさを計算する（ステップＳ３）。この計算結果は、後段の偏微分方程式計算及び高域レベル制御部２６３ｂ（又は２６２ｂ、２６１ｂ）での処理に利用される。
【００８１】
次に、非線形異方性拡散フィルタ２６３ｃは、構造テンソルの各要素に基づいて、非線形異方性拡散フィルタの偏微分方程式の数値解析に用いられる各係数を計算する（ステップＳ４）。なお、当該ステップにおいては、構造テンソルの計算も含まれ、また、処理の効率化のため、エッジの大きさも計算に用いられる。
【００８２】
次に、非線形異方性拡散フィルタ２６３ｃは、１回、または数回の偏微分方程式の数値解析的計算を繰り返し実行する（ステップＳ５）。当該計算によって得られた結果は、ウェーブレット逆変換部２６３ｄ（又は２６１ｄ、２６２ｄ）に出力される。
【００８３】
次に、図６に示す様に、レベル３の高域レベル制御部２６３ｂは、水平方向高域画像（LH）、垂直方向高域画像（HL）、対角線方向高域画像（HH）、及びこれら３成分に関するエッジ情報を入力し、これに従って高域レベルを制御する。なお、本実施形態では、エッジ情報は、前記構造テンソルの固有値に基づく規格化されたエッジの大きさで、それと各高域画像との画素ごとの積をとり、さらにその結果に各高域画像の制御係数をかけているものとする。他の例としては、エッジの大きさに閾値を設定して閾値以上をエッジとみなし、エッジ以外の領域に各高域画像の制御係数をかける方法もある。このようにして処理された３枚の高域画像はウェーブレット逆変換部２６３ｄに入力される。
【００８４】
ウェーブレット逆変換部２６３ｄは、非線形異方性拡散フィルタ２６３ｃからの低域画像（LL）と、高域レベル制御部２６３ｂからの水平方向高域画像（LH）、垂直方向高域画像（HL）、対角線方向高域画像（HH）とから、１枚の合成画像を形成する。合成画像の縦横の長さは、入力画像の２倍となる。
【００８５】
レベル３のウェーブレット逆変換部２６３ｄから出力された合成画像は、レベル２の非線形異方性拡散フィルタ２６２ｃに入力され、レベル３と同様のフィルタリング処理がなされた後、ウェーブレット逆変換部２６２ｄの低域画像入力へ送出される。一方、ウェーブレット変換部２６２ａから出力された水平方向高域画像（LH）、垂直方向高域画像（HL）、対角線方向高域画像（HH）は、高域レベル制御部２６２ｂにおいてレベル３と同様の高域レベル制御がなされ、ウェーブレット逆変換部２６２ｄの高域画像入力へ送出される。ウェーブレット逆変換部２６２ｄはレベル３と同様に１枚の低域画像と３枚の高域画像から１枚の合成画像データを形成する。
【００８６】
また、レベル２のウェーブレット逆変換部２６２ｄから出力された合成画像は、レベル１の非線形異方性拡散フィルタ２６１に入力され、レベル２、３と同様のフィルタリング処理がなされた後、ウェーブレット逆変換部２６１ｄの低域画像入力へ送出される。一方、ウェーブレット変換部２６１ａから出力された水平方向高域画像（LH）、垂直方向高域画像（HL）、対角線方向高域画像（HH）は、高域レベル制御部２６１ｂにおいてレベル２、３と同様の高域レベル制御がなされ、ウェーブレット逆変換部２６１ｄの高域画像入力へ送出される。ウェーブレット逆変換部２６１ｄはレベル２、３と同様に１枚の低域画像と３枚の高域画像から１枚の合成画像データを形成する。
【００８７】
以上述べた処理によって形成された合成画像データは、スペックル除去処理ユニット４６から画像生成回路２４に送出される。画像生成回路２４は、合成画像データを種々のパラメータの文字情報や目盛等と共に合成し、テレビなどに代表される一般的なビデオフォーマットの走査線信号列に変換し、表示画像としての超音波診断画像を生成する。生成された超音波画像は、モニタ１４において所定の形態で表示される。
【００８８】
以上説明したように、本変形例によれば、前記一実施形態と同様の効果を奏する上に、以下の効果を奏する超音波診断装置及びプログラムを提供することができる。
【００８９】
本超音波診断装置によれば、スキャンコンバージョン処理前の画像データ（生データ）を階層的に多重解像度分解して、第１レベルから第ｎレベル（ただし、ｎは２以上の自然数）の低域分解画像データ及び第１レベルから第ｎレベルの高域分解画像データを取得し、一段下の階層からの出力データ又は最も下位の階層における前記低域分解画像データに非線形異方性拡散フィルタを施すと共に、一段下の階層からの出力データ又は最も下位の階層における低域分解画像データから、信号のエッジ情報を階層毎に生成するフィルタリングを施す。また、各階層のエッジ情報に基づいて、高域分解画像データの信号レベルを前記階層毎に制御すると共に、各階層において得られる、非線形異方性拡散フィルタの出力データ及び高域レベル制御の出力データを階層的に多重解像度合成することで、多重解像度分解と非線形異方性拡散フィルタ処理との相乗効果により、スペックル除去を行う。従って、それぞれのフィルタのみを適用するよりも、スペックルが細かく、組織の境界面がより明瞭なスペックル除去処理を実現することができる。その結果、高画質な診断画像を提供することができ、画像診断の質の向上に寄与することができる。
【００９０】
また、本超音波診断装置によれば、画像を多重解像度分解によって画像を縮小してから非線形異方性拡散フィルタを適用している。従って、原画像に直接非線形異方性拡散フィルタをかける場合と比較して処理面積（処理対象となるデータ量）を減少させることができる。その結果、計算に時間のかかる非線形異方性拡散フィルタのより高速な処理を実現することができる。
【００９１】
また、本超音波診断装置によれば、スペックル除去処理はＢモード画像のみを処理するため、Ｂモード画像にカラードプラ画像を重ねても当該処理がカラードプラ画像に影響を与えない。従って、画像処理や画像表示における自由度を制限することなく、また、表示系の解像度が高くなっても処理速度に影響を与えずに、高品質なスペックル除去を実現することができる。
【００９２】
なお、分解能に優れない画像aではエッジの誤認識の問題があり、上述したフィルタ処理を強くかけられないケースがある。そこで、エッジ情報の抽出については画像間の演算前の画像bから算出し、該算出結果を用いて演算後の画像に対して平滑化フィルタをかけるとよい。これにより、エッジの誤認識等を抑制することができる。
【００９３】
ところで、以上説明した一実施形態及び変形例においては、多重解像度解析として離散的ウェーブレット変換を用いた。一般的な離散的ウェーブレット変換においては、ＬＰＦ(Ｌｏｗ  Ｐａｓｓ  Ｆｉｌｔｅｒ)とＨＰＦ(Ｈｉｇｈ  Ｐａｓｓ  Ｆｉｌｔｅｒ)を掛けて、それぞれの出力を半分にダウンサンプリングする。この為、情報量は当該ウェーブレット変換前と後とで変化しない。一方、ウェーブレット縮退で係数を操作した後に逆ウェーブレット変換を行うと、画像においてブロック状のアーティファクトが見える場合がある。
【００９４】
このような事情を鑑みて、多重解像度解析として離散的ウェーブレット変換の代わりに、ステーショナリ(ｓｔａｔｉｏｎａｒｙ)ウェーブレット変換を用いることが考えられる。
【００９５】
ステーショナリ・ウェーブレット変換ではダウンサンプリングを行わない。この為、例えば２次元画像を扱う場合には１回の変換によって情報量が４倍になってしまうが、ウェーブレット縮退を行った後に逆変換を行っても、上述したようなブロック状のアーティファクトは生じない。
【００９６】
更には、多重解像度解析として、ウェーブレット変換の代わりにラプラシアン(Ｌａｐｌａｃｉａｎ)ピラミッド、ＲｏＬ(Ｒａｔｉｏ  ｏｆ  ｌｏｗ  ｐａｓｓ)ピラミッド、グラディエント(Ｇｒａｄｉｅｎｔ)ピラミッド、といった各種のピラミッド変換(Ｐｙｒａｍｉｄ  ｔｒａｎｓｆｏｒｍ)を用いても良い。
【００９７】
ウェーブレット変換とピラミッド変換との主な相違点は、ウェーブレット変換が直交変換であるのに対して、ピラミッド変換は必ずしも直交変換ではない点である。しかしながら、ウェーブレット変換と同様、ピラミッド変換によっても多重解像度解析が可能である。
【００９８】
なお、上述した周波数コンパウンドによる画像合成処理に、前記一実施形態及び変形例を適用することができる。例えば振幅変調方法を使用する場合、バブルのみを映像化する為に基本波帯域のみを使用することができる。しかしながら、この場合には周波数帯域が狭く分解能が悪い画像となってしまう。そこで、この画像を画像ａとし、二次高調波までを含めた画像を画像ｂとし、これら画像ａと画像ｂとについて上述した合成処理を施すことで、感度が良く且つ分解能が良く見える画像が得られる。この方法においては、送信波の切り替えを行う必要が無い為、フレームレートの劣化は生じない。
【００９９】
［第２変形例］
ところで、造影超音波検査においては、良好な空間分解能と造影バブルの検出感度が求められると共に、造影バブルと組織との分離能の高さも求められる。本第２変形例は、このような事情に鑑みて為されたものである。
【０１００】
以下、説明の重複を避ける為に、上述の一実施形態及び第１変形例との相違点について説明する。本第２変形例に係る超音波診断装置及びプログラムでは、上述の画像ａ及び画像ｂを次の処理により取得する。
【０１０１】
画像ａの取得については、所謂ＡＭ(Ａｍｐｌｉｔｕｄｅ  Ｍｏｄｕｌａｔｉｏｎ；振幅変調)法として当業者に知られている手法により行う。このＡＭ法では、前記パルサ回路は、レートパルスを繰り返し発生する際に、所定の（例えば５ｋＨｚの）レート周波数ｆｒ Ｈｚ（周期；１／ｆｒ秒）で当該レートパルスを振幅変調して繰り返し発生する。
【０１０２】
このＡＭ法は、造影バブルと組織との分離能に優れた方法であり、また深部感度についても優れている。
【０１０３】
画像ｂの取得については、所謂ＰＭ(Ｐｈａｓｅ  Ｍｏｄｕｌａｔｉｏｎ；位相変調)法として当業者に知られている手法により行う。このＰＭ法では、前記パルサ回路は、レートパルスを繰り返し発生する際に、所定の（例えば５ｋＨｚの）レート周波数ｆｒ Ｈｚ（周期；１／ｆｒ秒）で当該レートパルスを位相変調して繰り返し発生する。
【０１０４】
このＰＭ法は、空間分解能に優れた方法である。しかしながら、このＰＭ法は、造影バブルと組織との分離能については優れていない方法であるとされている。
【０１０５】
本第２変形例では、上述の一実施形態及び第１変形例と同様に、例えば画像ａ取得の為の送信波の送信と、画像ｂ取得の為の送信波の送信と、をフレーム交互またはラスタ毎に切り替える。このようにして取得したAM法による画像ａとPM法による画像ｂとに対して多重解像度解析を行い、さらに合成処理を行う。
【０１０６】
以上説明したように、本第２変形例によれば、上述の一実施形態に係る超音波診断装置及びプログラムと同様の効果を奏する上に、次の効果を奏する超音波診断装置及びプログラムを提供することができる。
【０１０７】
すなわち、本第２変形例によれば、感度（輝度）と分解能（視認性）とを両立した上で、造影バブルと組織との分離能も良好な超音波診断装置及びプログラムを提供することができる。
【０１０８】
なお、取得する画像間の時間差を小さくする為に、画像ｂを取得する為のスキャンに比べて少ないラスタ数で画像ａを取得する為のスキャンを行ってもよい。また、画像ａと画像ｂとの合成比率を変える為のＵＩを設けてもよい。
【０１０９】
さらに、上述した実施形態には種々の段階の発明が含まれており、開示される複数の構成要件の適当な組み合わせにより種々の発明が抽出され得る。例えば、実施形態に示される全構成要件からいくつかの構成要件が削除されても、発明が解決しようとする課題の欄で述べた課題が解決でき、発明の効果の欄で述べられている効果が得られる場合には、この構成要件が削除された構成も発明として抽出され得る。
【符号の説明】
【０１１０】
１０…超音波診断装置、  １２…超音波プローブ、  １３…入力装置、  １４…モニタ、  ２１…送受信ユニット、  ２２…Ｂモード処理ユニット、  ２３…ドプラ処理ユニット、  ２４…画像生成回路、  ２５…制御プロセッサ、  ２６…内部記憶装置、  ２９…インターフェイス、  ３０…記憶部、  ３０ａ…画像メモリ、  ３０ｂ…ソフトウェア格納部、  ３１…位置センサユニット、  ４６…スペックル除去処理ユニット、  ２６１ａ…ウェーブレット変換部、  ２６１ｂ…高域レベル制御部、  ２６１…非線形異方性拡散フィルタ、  ２６１ｄ…ウェーブレット逆変換部、  ２６２ａ…ウェーブレット変換部、  ２６２ｂ…高域レベル制御部、  ２６２ｃ…非線形異方性拡散フィルタ、  ２６２ｄ…ウェーブレット逆変換部、  ２６３ａ…ウェーブレット変換部、  ２６３ｃ…非線形異方性拡散フィルタ、  ２６３ｂ…高域レベル制御部、  ２６３ｄ…ウェーブレット逆変換部。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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