(57)【要約】【課題】スキャン断面の動き起因して生じる超音波画像のブレを抑制できる超音波診断装置を提供すること。【解決手段】超音波送信を実行する送受信ユニットと、超音波送信により得られるエコー信号に基づき、組織を映像化する複数フレーム分の組織画像情報Ｇｏ１、Ｇｏ２…、及び血流を映像化する複数フレーム分の血流画像情報Ｇｂ１、Ｇｂ２…を生成する画像情報生成部２０と、画像情報生成部により生成された組織画像情報Ｇｏｉ−１、Ｇｏｉの相関値から、組織画像情報Ｇｏｉ−１に対する組織画像情報Ｇｏｉの移動ベクトルＶｉを作成する位置検出回路２４ｂと、位置検出回路により作成された移動ベクトルに基づき、画像情報生成部により生成された血流画像情報Ｇｂｉを位置補正する画像合成回路２４ｃと、画像合成回路により位置補正された補正血流画像情報Ｈｉに基づき、超音波画像を表示するモニタ１４とを具備する。【選択図】      図２
2006247122.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
造影剤バブルが投与された被検体の所定部位を超音波で走査し超音波画像を取得する超音波診断装置において、
前記被検体に対し超音波を送信し、当該超音波からのエコー信号を受信する超音波プローブと、
前記超音波プローブを介して超音波送信を実行する送信手段と、
前記超音波送信により得られるエコー信号に基づき、主に組織を映像化する複数フレーム分の第１の画像情報、及び主に血流を映像化する複数フレーム分の第２の画像情報を生成する生成手段と、
前記生成手段により生成された第１の画像情報のうち、ｉ−１フレーム目とｉフレーム目との相関値から、前記ｉ−１フレーム目に対する前記ｉフレーム目の位置補正情報を作成する作成手段と、
前記作成手段により作成された位置補正情報に基づき、前記生成手段により生成された第２の画像情報のｉフレーム目を位置補正する補正手段と、
前記補正手段により位置補正された第２の画像情報のｉフレーム目に基づき、前記超音波画像を表示する表示手段と、
を具備することを特徴とする超音波診断装置。
【請求項２】
造影剤バブルが投与された被検体の所定部位を超音波で走査し超音波画像を取得する超音波診断装置において、
前記被検体に対し超音波を送信し、当該超音波からのエコー信号を受信する超音波プローブと、
前記超音波プローブを介して超音波送信を実行する送信手段と、
前記超音波送信により得られるエコー信号に基づき、主に組織を映像化する複数フレーム分の第１の画像情報、及び主に血流を映像化する複数フレーム分の第２の画像情報を生成する生成手段と、
前記生成手段により生成された第１、第２の画像情報を合成し、前記第１の画像情報の一部と前記第２の画像情報の一部とを含む複数フレーム分の第３の画像情報を生成する合成手段と、
前記合成手段により生成された第３の画像情報のｉ−１フレーム目に含まれる第１の画像情報と、前記第３の画像情報のｉフレーム目に含まれる第１の画像情報との相関値から、前記ｉ−１フレーム目に対する前記ｉフレーム目の位置補正情報を作成する作成手段と、
前記作成手段により作成された位置補正情報に基づき、前記第３の画像情報のｉフレーム目を位置補正する補正手段と、
前記補正手段により位置補正された第３の画像情報のｉフレーム目に基づき、前記超音波画像を表示する表示手段と、
を具備することを特徴とする超音波診断装置。
【請求項３】
前記生成手段は、前記超音波送信により取得された同一のエコー信号から、前記第１の画像情報と前記第２の画像情報とを生成することを特徴とする請求項１乃至２記載の超音波診断装置。
【請求項４】
前記生成手段は、前記超音波送信より得られた相異なるエコー信号から前記第１の画像情報と前記第２の画像情報とを生成することを特徴とする請求項１乃至２記載の超音波診断装置。
【請求項５】
前記生成手段は、前記補正手段により位置補正された複数フレーム分の第２の画像情報に基づき、輝度値保持演算を逐次実行することで、輝度値保持画像情報を生成することを特徴とする請求項１乃至４のいずれかに記載の超音波診断装置。
【請求項６】
前記輝度値保持演算は、前記補正手段により位置補正された複数フレーム分の第２の画像情報において、空間的に対応する位置のエコー信号から最大値を選択して前記輝度値保持画像情報を生成する最大値保持演算であることを特徴とする請求項５記載の超音波診断装置。
【請求項７】
前記表示手段は、前記輝度値保持画像情報を前記超音波画像として表示することを特徴とする請求項５乃至６記載の超音波診断装置。
【請求項８】
前記生成手段は、前記超音波送信により取得されるエコー信号に基づき周波数解析を実行して、血流速度を映像化する前記第２の画像情報を生成し、
前記補正手段は、前記作成手段により作成された位置補正情報に基づき、前記生成手段により生成された第２の画像情報のｉフレーム目を位置補正し、
前記表示手段は、前記補正手段により位置補正された第２の画像情報のｉフレーム目を前記超音波画像として表示することを特徴とする請求項１記載の超音波診断装置。
【請求項９】
前記送信手段は、前記超音波プローブを介して、前記造影剤バブルを破壊する第１の音圧による第１の超音波スキャンと、前記造影剤バブルを破壊しない音圧であって、血流の環流を映像化するための第２の音圧による複数回の第２の超音波スキャンとを実行し、
前記生成手段は、前記複数回の第２の超音波スキャンにより得られるエコー信号に基づき、前記複数フレーム分の第２の画像情報を生成することを特徴とする請求項５乃至７記載の超音波診断装置。
【請求項１０】
前記生成手段は、前記第１の超音波スキャンが実行された場合に、前記輝度値保持演算を初期化して、次段複数回の第２の超音波スキャンにより得られる、前記補正手段により位置補正された複数フレーム分の第２の画像情報に基づき、輝度値保持演算を逐次実行することで、前記輝度値保持画像情報を生成することを特徴とする請求項９記載の超音波診断装置。
【請求項１１】
前記生成手段により生成される複数フレーム分の第２の画像情報から、前記輝度値保持演算を開始する基準フレームを設定するための設定手段を更に具備することを特徴とする請求項１０記載の超音波診断装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、超音波造影剤を用いて行う造影エコー法において、毛細血管レベルの微小血流環流と毛細血管より速い血管血流の微細構造を診断情報として提示することができる超音波診断装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
超音波診断は、超音波プローブ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が行えるほか、Ｘ線、ＣＴ、ＭＲＩ等の診断機器に比べてシステムの規模が小さく、ベッドサイドに移動していっての検査も容易に行えるなど簡便である。
【０００３】
また、超音波診断装置は、それが具備する機能の種類によって様々に異なるが、片手で持ち運べる程度の小型なものも開発されており、またＸ線等のように被曝の影響がなく、産科や在宅医療等においても使用することができる。
【０００４】
近年、静脈投与型の超音波造影剤が製品化され、造影エコーが行われるようになってきている。造影エコーは、静脈から超音波造影剤を注入して血流信号を増強して、心臓や肝臓等の検査で血流動態の評価を行うものである。造影剤の多くは、微小気泡（マイクロバブル）が反射源として機能するものである。気泡というデリケートな基材の性質上、通常の診断レベルの超音波送信であっても、その機械的作用により気泡が壊れ、スキャン断面からの信号強度が低下する。
【０００５】
したがって、還流の動的な様子をリアルタイムで観察するためには、低音圧の超音波送信により画像化する等、スキャンによる気泡の崩壊を低減させることが必要となる。また、このような低音圧の超音波送信による画像化は、信号／ノイズ比（以下、「Ｓ／Ｎ比」と称する。）が低下してしまうため、それを補うための種々の信号処理法も考案されている。
【０００６】
さらに、気泡が崩壊するという特徴を生かし、以下のような手法も考案されている。すなわち、（ａ）低音圧照射下でスキャン面に充満していく気泡の動態を観察し、（ｂ）照射音圧を高音圧に切り替えてスキャン断面内（厳密には照射体積内）の気泡を崩壊させ、（ｃ）再び照射音圧を低音圧に切り替えてスキャン断面内に流入していく気泡の様子を観察する手法である。この手法はreplenishment（再環流）法と呼ばれている（例えば、特許文献１参照。）。
【０００７】
また、前記スキャン断面内に流入する気泡の様子を「最大値保持法」により観察する手法も考案されている。例えば、図１０に示すような豊富な造影剤が流入する太い血管であれば、特に工夫することなく血管構造を把握することができるが、図１１に示すような造影剤が流入し難い微細な血管であると、ある瞬間における１枚の超音波画像を見ても、気泡がまばらに存在するだけで、血管構造を把握することができない。しかしながら、「最大値保持法」を用いて複数枚の超音波画像を重畳表示すれば、各画像に存在する気泡が連なり合って、連続した血管構造を構築することができる。
【０００８】
ところが、「最大値保持法」により長時間の観察をすると、組織内の毛細血管が造影剤で満たされ、図１２に示すように組織全体が真っ白な状態となるため、血管構造が把握できなくなる。
【０００９】
そこで近年、再環流法と最大値保持法を組み合せた、所謂「Micro Flow Imaging（以下、「MFI」とする。）法」と呼ばれる影像法が考案され（例えば、特許文献２参照。）、既に臨床超音波検査で利用されている（東芝メディカルシステムズ（株）  超音波診断装置  SSA-770A）。
【００１０】
MFI法によれば、組織が造影剤で満たされたときに、高音圧照射でスキャン断面内の気泡を崩壊させるため、スキャン断面内に流入していく気泡を繰り返し描出でき、図１３に示すように目的の血管構造を的確に把握することができる。
【００１１】
しかしながら、MFI法には解決すべき課題も残っている。そのひとつに、画像取得時の断面保持が挙げられる。最大値保持演算では、各フレームが同一断面をスキャンしていることが前提である。もしスキャン断面が動いてしまうと、血管再構築の結果にブレが生じてしまう。同一のスキャン断面を保持するためには、操作者が数秒間に亘り超音波プローブを全く動かさないようにする必要があり、従来の診断よりも比較的高い熟練が必要となる。また、被検体である患者としても、呼吸をピタリと止め、体位を保持しなければならないため、疲労等の負担が比較的高いものとなる。
【特許文献１】特開平１１−１５５８５８号公報
【特許文献２】特開２００４−３２１６８８号公報
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【００１２】
本発明は、前記事情に鑑みてなされたものであって、その目的とするところは、スキャン断面の動きに起因して生じる超音波画像のブレを抑制できる超音波診断装置を提供することにある。
【課題を解決するための手段】
【００１３】
前記課題を解決し目的を達成するために、本発明の超音波診断装置は次のように構成されている。
【００１４】
（１）造影剤バブルが投与された被検体の所定部位を超音波で走査し超音波画像を取得する超音波診断装置において、前記被検体に対し超音波を送信し、当該超音波からのエコー信号を受信する超音波プローブと、前記超音波プローブを介して超音波送信を実行する送信手段と、前記超音波送信により得られるエコー信号に基づき、主に組織を映像化する複数フレーム分の第１の画像情報、及び主に血流を映像化する複数フレーム分の第２の画像情報を生成する生成手段と、前記生成手段により生成された第１の画像情報のうち、ｉ−１フレーム目とｉフレーム目との相関値から、前記ｉ−１フレーム目に対する前記ｉフレーム目の位置補正情報を作成する作成手段と、前記作成手段により作成された位置補正情報に基づき、前記生成手段により生成された第２の画像情報のｉフレーム目を位置補正する補正手段と、前記補正手段により位置補正された第２の画像情報のｉフレーム目に基づき、前記超音波画像を表示する表示手段とを具備する。
【００１５】
（２）造影剤バブルが投与された被検体の所定部位を超音波で走査し超音波画像を取得する超音波診断装置において、前記被検体に対し超音波を送信し、当該超音波からのエコー信号を受信する超音波プローブと、前記超音波プローブを介して超音波送信を実行する送信手段と、前記超音波送信により得られるエコー信号に基づき、主に組織を映像化する複数フレーム分の第１の画像情報、及び主に血流を映像化する複数フレーム分の第２の画像情報を生成する生成手段と、前記生成手段により生成された第１、第２の画像情報を合成し、前記第１の画像情報の一部と前記第２の画像情報の一部とを含む複数フレーム分の第３の画像情報を生成する合成手段と、前記合成手段により生成された第３の画像情報のｉ−１フレーム目に含まれる第１の画像情報と、前記第３の画像情報のｉフレーム目に含まれる第１の画像情報との相関値から、前記ｉ−１フレーム目に対する前記ｉフレーム目の位置補正情報を作成する作成手段と、前記作成手段により作成された位置補正情報に基づき、前記第３の画像情報のｉフレーム目を位置補正する補正手段と、前記補正手段により位置補正された第３の画像情報のｉフレーム目に基づき、前記超音波画像を表示する表示手段とを具備する。
【００１６】
（３）（１）乃至（２）に記載された超音波診断装置において、前記生成手段は、前記超音波送信により取得された同一のエコー信号から、前記第１の画像情報と前記第２の画像情報とを生成する。
【００１７】
（４）（１）乃至（２）に記載された超音波診断装置において、前記生成手段は、前記超音波送信より得られた相異なるエコー信号から前記第１の画像情報と前記第２の画像情報とを生成する。
【００１８】
（５）（１）乃至（４）に記載された超音波診断装置において、前記生成手段は、前記補正手段により位置補正された複数フレーム分の第２の画像情報に基づき、輝度値保持演算を逐次実行することで、輝度値保持画像情報を生成する。
【００１９】
（６）（５）に記載された超音波診断装置において、前記輝度値保持演算は、前記補正手段により位置補正された複数フレーム分の第２の画像情報において、空間的に対応する位置のエコー信号から最大値を選択して前記輝度値保持画像情報を生成する最大値保持演算である。
【００２０】
（７）（５）乃至（６）に記載された超音波診断装置において、前記表示手段は、前記輝度値保持画像情報を前記超音波画像として表示する。
【００２１】
（８）（１）に記載された超音波診断装置において、前記生成手段は、前記超音波送信により取得されるエコー信号に基づき周波数解析を実行して、血流速度を映像化する前記第２の画像情報を生成し、前記補正手段は、前記作成手段により作成された位置補正情報に基づき、前記生成手段により生成された第２の画像情報のｉフレーム目を位置補正し、前記表示手段は、前記補正手段により位置補正された第２の画像情報のｉフレーム目を前記超音波画像として表示する。
【００２２】
（９）（５）乃至（７）に記載された超音波診断装置において、前記送信手段は、前記超音波プローブを介して、前記造影剤バブルを破壊する第１の音圧による第１の超音波スキャンと、前記造影剤バブルを破壊しない音圧であって、血流の環流を映像化するための第２の音圧による複数回の第２の超音波スキャンとを実行し、前記生成手段は、前記複数回の第２の超音波スキャンにより得られるエコー信号に基づき、前記複数フレーム分の第２の画像情報を生成する。
【００２３】
（１０）（９）に記載された超音波診断装置において、前記生成手段は、前記第１の超音波スキャンが実行された場合に、前記輝度値保持演算を初期化して、次段複数回の第２の超音波スキャンにより得られる、前記補正手段により位置補正された複数フレーム分の第２の画像情報に基づき、輝度値保持演算を逐次実行することで、前記輝度値保持画像情報を生成する。
【００２４】
（１１）（１０）に記載された超音波診断装置において、前記生成手段により生成される複数フレーム分の第２の画像情報から、前記輝度値保持演算を開始する基準フレームを設定するための設定手段を更に具備する。
【発明の効果】
【００２５】
本発明によれば、スキャン断面の動きに起因して生じる超音波画像のブレを抑制することができる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００２６】
以下、図面を参照しながら本発明の第１実施形態〜第４実施形態について説明する。
【００２７】
（第１実施形態）
［超音波診断装置１０の構成］
まず図１〜図４を参照しながら本発明の第１実施形態について説明する。図１は本発明の第１実施形態に係る超音波診断装置１０のブロック図である。図１に示すように、本超音波診断装置１０は、超音波プローブ１２、入力装置１３、モニタ１４、送受信ユニット２１（送信手段）、Ｂモード処理ユニット２２、ドプラ処理ユニット２３、画像生成回路２４（生成手段）、画像メモリ２５、制御プロセッサ２６、ソフトウェア格納部２７、内部記憶装置２８、及びインターフェース２９を具備している。装置本体１１に内蔵される送受信ユニット２１等は、集積回路などのハードウェアで構成されることもあるが、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である場合もある。以下、個々の構成要について説明する。
【００２８】
超音波プローブ１２は、送受信ユニット２１からの駆動信号に基づき超音波を発生し、被検体Ｐからの反射波を電気信号に変換する複数の圧電振動子、当該圧電振動子に設けられる整合層、当該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している。当該超音波プローブ１２から被検体Ｐに超音波を送信すると、当該送信超音波は、体内組織の音響インピーダンスの不連続面で次々と反射され、エコー信号として超音波プローブ１２に受信される。このエコー信号の振幅は、反射することになった不連続面における音響インピーダンスの差に依存する。また、送信された超音波パルスが、血流や心臓壁等の表面で反射した場合のエコーは、ドプラ効果により移動体の超音波送信方向の速度成分に依存して、周波数偏移を受ける。
【００２９】
入力装置１３は、装置本体１１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装置本体１１に取り込むためのトラックボール１３ａ、各種スイッチ１３ｂ（設定手段）、ボタン、マウス、及びキーボード等を有している。オペレータからの指示としては、後述する最大値保持演算を開始する基準フレームの設定等がある。
【００３０】
モニタ１４は、画像生成回路２４からのビデオ信号に基づいて、生体内の形態学的情報や、血流情報を画像として表示する。
【００３１】
送受信ユニット２１は、図示しないパルサ回路、遅延回路、及びトリガ発生回路等を有している。パルサ回路は、所定のレート周波数ｆｒ［Ｈｚ］（周期は１／ｆｒ［ｓｅｃ］）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。遅延回路は、各レートパルスに対して、チャンネルごとに超音波をビーム状に収束し且つ送信指向性を決定するのに必要な遅延時間を与える。また、トリガ発生回路は、レートパルスに基づくタイミングで超音波プローブ１２に駆動パルスを印加する。
【００３２】
なお、送受信ユニット２１は、制御プロセッサ２６の指示に従って後述するスキャンシーケンスを実行するために、送信周波数、送信駆動電圧等を瞬時に変更可能な機能を有している。特に送信駆動電圧の変更については、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。
【００３３】
更に、送受信ユニット２１は、図示しないアンプ回路、Ａ／Ｄ変換器、及び加算器等を有している。アンプ回路は、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ごとに増幅する。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。加算器は、遅延時間を与えられたエコー信号を加算する。この加算により、エコー信号の受信指向性に応じた方向からの反射成分が強調され、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が形成される。
【００３４】
Ｂモード処理ユニット２２は、送受信ユニット２１からエコー信号を受け取り、対数増幅、法絡線検波処理等を施し、信号強度が輝度の明るさで表現されるデータを生成する。このデータは、受信信号として画像生成回路２４に送られ、各種処理がなされた後に、反射波の強度を輝度で表したＢモード画像としてモニタ１４に表示される。また、Ｂモード処理ユニット２２は、送受信ユニット２１からのエコー信号を周波数ごとに分離する図示しない周波数フィルタを有している。
【００３５】
ドプラ処理ユニット２３は、送受信ユニット２１からエコー信号を受け取り、そのエコー信号から速度情報を周波数解析して、ドプラ効果による血流や組織、造影剤エコー成分を抽出し、平均速度、分散、パワー等の血流情報を多点について求める。得られた血流情報は、受信信号として画像生成回路２４に送られ、各種処理がなされた後に、平均速度画像、分散画像、パワー画像、これらの組み合わせ画像としてモニタ１４にカラー表示される。
【００３６】
画像生成回路２４は、Ｂモード処理ユニット２２、及びドプラ処理ユニット２３と共に、エコー信号に基づき各種画像データを生成する画像情報生成部２０（生成手段）を構成している。また、画像生成回路２４は、画像データを格納する記憶メモリを搭載しており、例えば診断後に操作者が検査中に記録された画像データを呼び出すことが可能となっている。なお、この画像生成回路２４は、本発明の重要なポイントであるため、その詳細については後で説明することとする。
【００３７】
画像メモリ２５は、画像生成回路２４から受信した画像データを格納する記憶メモリからなる。この画像データは、例えば診断後に操作者が呼び出すことが可能となっており、静止画的に、あるいは複数フレーム分を使用して動画的に再生することが可能である。また、画像メモリ２５は、送受信ユニット２１直後の出力信号（radio frequency(RF)信号と呼ばれる。）、送受信ユニット２１通過後の画像輝度信号、その他の生データ、ネットワークを介して取得した画像データ等を必要に応じて記憶する。
【００３８】
内部記憶装置２８は、後述するスキャンシーケンス、画像生成、表示処理を実行するための制御プログラムや、診断情報（ＩＤ、医師の所見等）、診断プロトコル、送受信条件、その他のデータ群が保管されている。内部記憶装置２８のデータは、インターフェース２９を経由して外部周辺装置へ転送することも可能となっている。
【００３９】
制御プロセッサ２６（ＣＰＵ）は、情報処理装置として、本超音波診断装置１０の装置本体１１の動作を制御する。この制御プロセッサ２６は、内部記憶装置２８から後述する画像生成・表示等を実行するための制御プログラムを読み出してソフトウェア格納部２７上に展開し、各種処理に関する演算・制御などを実行する。
【００４０】
インターフェース２９は、入力装置１３、ネットワーク、図示しない新たな外部記憶装置に関するインターフェースである。当該装置によって得られた超音波画像等のデータや解析結果等は、インターフェース２９によってネットワークを介して他の装置に転送可能である。
【００４１】
［画像生成回路２４の構成］
次に本発明の重要なポイントである画像生成回路２４について説明する。図２は同実施形態に係る画像生成回路２４のブロック図である。図２に示すように、画像生成回路２４は、スキャンコンバータ２４ａ、位置検出回路２４ｂ、及び画像合成回路２４ｃを有している。スキャンコンバータ２４ａは、Ｂモード処理ユニット２２あるいはドプラ処理ユニット２３から出力された超音波スキャンの走査線信号列である受信信号を、テレビ等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、すなわちビデオ信号に変換する。位置検出回路２４ｂは、スキャンコンバータ２４ａから出力されたビデオ信号に基づき、画像表示位置に関する後述する位置補正情報を生成する。画像合成回路２４ｃは、スキャンコンバータ２４ａから出力されるビデオ信号と、位置検出回路２４ｂから出力される位置補正情報とに基づいて、超音波画像を生成し、この超音波画像に対して輝度やコントラストの調整、及び空間フィルタ等の画像処理を施し、もしくは種々の設定パラメータの文字情報や目盛等と合成して、モニタ１４に出力する。
【００４２】
［スキャンシーケンス］
図３は同実施形態に係るスキャンシーケンスのフローチャートである。被検体Ｐに対して超音波スキャンを逐次実行すると、超音波スキャンごとに複数の受信信号Ｓ１、Ｓ２、…が得られる。なお、添え字１、２、…は、その走査線信号列が何回目の超音波スキャンで取得されたかを示すものである。すなわち、受信信号Ｓｉは、ｉ回目の超音波スキャンで取得された受信信号である。
【００４３】
これらの受信信号Ｓ１、Ｓ２、…は、Ｂモード処理ユニット２２に送られ、組織からのエコー信号である基本波成分と、造影剤からのエコー信号である高調波成分とを分離するために、周波数フィルタにてフィルタリングが施される。これにより、超音波スキャンごとに、組織形状を強調した複数の組織信号Ｓｏ１、Ｓｏ２、…と、血流成分を強調した複数の血流信号Ｓｂ１、Ｓｂ２、…が取得される（ステップＳ１１）。
【００４４】
これらの組織信号Ｓｏ１、Ｓｏ２、…と血流信号Ｓｂ１、Ｓｂ２、…は、画像生成回路２４のスキャンコンバータ２４ａに送られて、超音波スキャンの走査線信号列から、テレビ等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される。
【００４５】
これにより、組織信号Ｓｏ１、Ｓｏ２、…と血流信号Ｓｂ１、Ｓｂ２、…は、それぞれ生体内の空間的位置が正しく並べられた複数フレーム分の組織画像情報Ｇｏ１、Ｇｏ２、…（第１の画像情報）と、複数フレーム分の血流画像情報Ｇｂ１、Ｇｂ２、…（第２の画像情報）に変換される（ステップＳ１２）。なお、組織画像情報Ｇｏ１、…と血流画像情報Ｇｂ１、Ｇｂ２、…は、生成されるたびに画像メモリ２５に保存される。
【００４６】
組織画像情報Ｇｏ１、Ｇｏ２、…は、位置検出回路２４ｂに送られて（ステップＳ１３）、連続する２フレームＧｏｉ−１、Ｇｏｉ間の位置補正情報が生成される。なお、本実施形態では、位置補正情報として、組織画像情報Ｇｏｉ−１に対する組織画像情報Ｇｏｉのズレ幅及びズレ方向を表す移動ベクトルＶｉが用いられる（ステップＳ１４）。
【００４７】
［移動ベクトルＶｉの生成］
図４は同実施形態に係る移動ベクトルＶｉの生成工程の概念図であり、（ａ）はｉ−１フレーム目の組織画像情報Ｇｏｉ−１を画像化したもの、（ｂ）はiフレーム目の組織画像情報Ｇｏｉを画像化したもの、（ｃ）は組織Ｔの位置が一致するように重ね合わされた組織画像情報Ｇｏｉ−１、Ｇｏｉを画像化したもの示し、（ｄ）は生成された移動ベクトルＶｉを示している。なお、図４中の符号Ｂは、血流画像情報Ｇｂｉ−１、Ｇｂｉ上に存在する血管構造を表している。
【００４８】
図４に示すように、移動ベクトルＶｉは、組織画像情報Ｇｏｉ−１、Ｇｏｉのどちらか一方を少しずつずらしながら重畳度合いを分析し、空間的一致度が最も高くなるときのズレ幅及びズレ方向から生成される。なお、空間的一致度を求めるには様々な手法があるが、例えば２つの組織画像情報Ｇｏｉ−１、Ｇｏｉの空間的に対応する画素の輝度差の絶対値を求める手法や、これらの相関関数を求める手法が考えられる。
【００４９】
血流画像情報Ｇｂｉと移動ベクトルＶｉは、画像合成回路２４ｃに送られて（ステップＳ１５）、移動ベクトルＶｉに基づいて血流画像情報Ｇｂｉの位置補正がなされる。これにより、血流画像情報Ｇｂｉの表示位置が、その１フレーム前の血流画像情報Ｇｂｉ−１の表示位置と一致し（図４（ｃ）を参照。）、位置補正された補正血流画像情報Ｈｉが生成される（ステップＳ１６）。なお、この補正血流画像情報Ｈｉは、生成されるたびに画像メモリ２５に保存される。
【００５０】
前記手続を繰り返すことにより画像メモリ２５にｎフレーム分の補正血流画像情報Ｈ１、Ｈ２、…、Ｈｎが保存されたら、これらの補正血流画像情報Ｈ１、Ｈ２、…Ｈｎを使用して最大値保持演算（輝度値保持演算）を行い、輝度値保持画像情報Ｉｎを生成する（ステップＳ１７）。この輝度値保持画像情報Ｉｎは、生成されるたびに超音波画像としてモニタ１４に表示され、診断材料として使用される（ステップＳ１８）。
【００５１】
ところで、最大値保持演算とは、補正血流画像情報Ｈ１、Ｈ２、…Ｈｎのうち、空間的に対応する画素の輝度値から最大の輝度値を選択・採用して、新たな画像を生成する演算方法である。すなわち、輝度値保持画像情報Ｉｎは、いわば補正血流画像情報Ｈ１、Ｈ２、…Ｈｎを重畳したものといえる。
【００５２】
したがって、新しい補正血流画像情報Ｈｎが得られるたびに、輝度値保持画像情報Ｉｎが順次更新されてゆくと、モニタ１４には、時間の経過に伴って血管に造影剤が流入してゆく様子がリアルタイムで表示される。なお、１フレーム目の輝度値保持画像情報Ｉ１と１フレーム目の補正血流画像情報Ｈ１が同じであることは言うまでもない。また、最大値保持演算の一般的なアルゴリズムについては、後で詳細に説明する。
【００５３】
［本実施形態による作用］
本実施形態に係る超音波診断装置によれば、超音波スキャンにより生成される組織画像情報Ｇｏｉ、Ｇｏｉの相関値に基づいて、組織画像情報Ｇｏｉ−１、Ｇｏｉ間の位置ズレを表す移動ベクトルＶｉを生成し、この移動ベクトルＶｉに基づいて血流画像情報Ｇｂｉを位置補正している。
【００５４】
そのため、順次生成される補正血流画像情報Ｈ１、Ｈ２、…Ｈｎの表示位置が一致するから、これら補正血流画像情報Ｈ１、Ｈ２、…Ｈｎに基づいて最大値保持演算を行っても、ブレの無い鮮明な輝度値保持画像情報Ｉｎを生成でき、結果として繊細な診断を行うことが可能となる。このように、本発明は、「最大値保持法」を使用する場合に特に優れた効果を発揮する。
【００５５】
また、本実施形態に係る超音波診断装置によれば、超音波スキャンごとに取得される１つの受信信号から、組織信号Ｓｏ１、Ｓｏ２、…と血流信号Ｓｂ１、Ｓｂ２、…とを生成している。
【００５６】
そのため、組織画像情報Ｇｏ１、Ｇｏ２、…と血流画像情報Ｇｂ１、Ｇｂ２、…は、全く同じ瞬間の組織状態と血流状態を表すことになるから、血流画像情報Ｇｂ１、Ｇｂ２…の位置補正を正確に行うことができる。
【００５７】
なお、本実施形態では、組織信号Ｓｏ１、Ｓｏ２、…と血流信号Ｓｂ１、Ｓｂ２、…を１つの受信信号Ｓ１、Ｓ２、…から生成しているが、これに限定されるものではない。
【００５８】
例えば、超音波スキャンに際し、１走査線方向に対し２回ずつ超音波送受信を実行して、１回目の受信信号から血流信号Ｓｂ１、Ｓｂ２、…を生成し、２回目の受信信号から組織信号Ｓｏ１、Ｓｏ２、…を生成するようにしてもよい。
【００５９】
具体的には、１回目の超音波送信において、送信周波数を２ＭＨｚ、Ｂモード処理ユニット２２の周波数フィルタを４ＭＨｚに設定して、血流成分を強調した複数の血流信号Ｓｂ１、Ｓｂ２、…を生成する。そして、２回目の超音波送受信において、送信周波数を４ＭＨｚ、Ｂモード処理ユニット２２の周波数フィルタを４ＭＨｚに設定して、組織成分を強調した複数の組織信号Ｓｏ１、Ｓｏ２、…を生成する。
【００６０】
ただし、本例は２回の超音波送受信から組織信号Ｓｏ１、Ｓｏ２、…と血流信号Ｓｂ１、Ｓｂ２…とを生成することが本質であり、その生成方法はこれに限定されるものではない。
【００６１】
（第２実施形態）
次に図５を参照しながら本発明の第２実施形態について説明する。本実施形態は、位置補正の対象として、第１実施形態に係る血流画像情報Ｇｂ１、Ｇｂ２、…の代わりに、カラー／パワードプラ画像情報Ｇｄ１、Ｇｄ２、…を用いた例である。
【００６２】
［スキャンシーケンス］
図５は本発明の第２実施形態に係るスキャンシーケンスのフローチャートである。被検体Ｐに対し超音波スキャンを繰り返し実行すると、超音波スキャンごとに複数の走査線信号列からなる受信信号Ｓ１、Ｓ２、…が得られる。
【００６３】
これらの受信信号Ｓ１、Ｓ２、…は、Ｂモード処理ユニット２２とドプラ処理ユニット２３に送られ、Ｂモード処理ユニット２２で複数の組織信号Ｓｏ１、Ｓｏ２、…が生成され、ドプラ処理ユニット２３で複数のカラー／パワードプラ信号Ｓｄ１、Ｓｄ２、…が生成される（ステップＳ２１）。
【００６４】
組織信号Ｓｏ１、Ｓｏ２、…とカラー／パワードプラ信号Ｓｄ１、Ｓｄ２、…は、画像生成回路２４のスキャンコンバータ２４ａで、超音波スキャンの走査線信号列から、テレビ等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される。
【００６５】
これにより、組織信号Ｓｏ１、Ｓｏ２、…とカラー／パワードプラ信号Ｓｄ１、Ｓｄ２、…は、生体内の空間的位置が正しく並べられた複数フレーム分の組織画像情報Ｇｏ１、Ｇｏ２、…と、複数フレーム分のカラー／パワードプラ画像情報Ｇｄ１、Ｇｄ２、…に変換される（ステップＳ２２）。なお、組織画像情報Ｇｏ１、Ｇｏ２、…とカラー／パワードプラ画像情報Ｇｄ１、Ｇｄ２、…は、生成されるたびに画像メモリ２５に保存される。
【００６６】
組織画像情報Ｇｏ１、Ｇｏ２、…は、位置検出回路２４ｂに送られて（ステップＳ２３）、連続する２フレームＧｏｉ−１、Ｇｏｉ間の位置補正情報が生成される。なお、本実施形態では、位置ズレ情報として、組織画像情報Ｇｏｉ−１に対する組織画像情報Ｇｏｉのズレ幅及びズレ方向を表現する移動ベクトルＶｉが用いられる（ステップＳ２４）。
【００６７】
組織画像情報Ｇｏｉ、カラー／パワードプラ画像情報Ｇｄｉ、及び移動ベクトルＶｉは、画像合成回路２４ｃに送られ（ステップＳ２５）、移動ベクトルＶｉに基づいて組織画像情報Ｇｏｉとカラー／パワードプラ画像情報Ｇｄｉの位置補正がなされる。
【００６８】
これにより、組織画像情報Ｇｏｉの表示位置、及びカラー／パワードプラ画像情報Ｇｄｉの表示位置が、それぞれ１フレーム前の組織画像情報Ｇｏｉ−１の表示位置、及びカラー／パワードプラ画像情報Ｇｄｉの表示位置と一致し、位置補正された補正組織画像情報Ｊｏｉ、及び補正カラー／パワードプラ画像情報Ｋｉが生成される（ステップＳ２６）。これら補正組織画像情報Ｊｏｉ、及び補正カラー／パワードプラ画像情報Ｋｉは、生成されるたびに画像メモリ２５に保存され、同時に超音波画像としてモニタ１４に重畳表示される（ステップＳ２７）。
【００６９】
なお、本実施形態では、補正組織画像情報Ｊｏｉと補正カラー／パワードプラ画像情報Ｋｉとを重畳表示しているが、補正カラー／パワードプラ画像情報Ｋｉのみを表示してもよい。
【００７０】
［本実施形態による作用］
このように、本実施形態に係る超音波診断装置によれば、超音波スキャンにより生成される組織画像情報Ｇｏｉ−１、Ｇｏｉに基づいて、組織画像情報Ｇｏｉ−１、Ｇｏｉ間の位置ズレを表す移動ベクトルＶｉを生成し、この移動ベクトルＶｉに基づいてカラー／パワードプラ画像情報Ｇｄｉを位置補正している。
【００７１】
そのため、組織画像情報Ｇｏｉと補正カラー／パワードプラ画像情報Ｋｉの表示位置が一致するから、これらを重畳表示したときに組織と血流との位置関係が正確にわかり、結果として繊細な診断を行うことが可能となる。
【００７２】
（第３実施形態）
次に図６〜図８を参照しながら本発明の第３実施形態について説明する。本実施形態は、第１実施形態の変形例であり、スキャンコンバータ２４ａで組織画像情報Ｇｏ１、Ｇｏ２、…と血流画像情報Ｇｂ１、Ｇｂ２、…から複数フレーム分の合成画像情報Ｃ１、Ｃ２、…を取得して、これら合成画像情報Ｃ１、Ｃ２、…の補正情報を生成しようとするものである。
【００７３】
［画像生成回路２４Ａの構成］
図６は本発明の第３実施形態に係る画像生成回路２４Ａのブロック図である。図６に示すように、本実施形態に係る画像生成回路２４Ａは、第１、第２実施形態に係る画像生成回路２４と同様に、スキャンコンバータ２４ａ、位置検出回路２４ｂ、及び画像合成回路２４ｃを有している。ただし、本実施形態に係る画像生成回路２４Ａと第１実施形態に係る画像生成回路２４とは信号処理の流れが異なっている。
【００７４】
［スキャンシーケンス］
図７は同実施形態に係るスキャンシーケンスのフローチャートである。被検体Ｐに対し超音波スキャンを繰り返し実行すると、超音波スキャンごとに複数の走査線信号列からなる受信信号Ｓ１、Ｓ２、…が得られる。
【００７５】
これらの受信信号Ｓ１、Ｓ２、…は、Ｂモード処理ユニット２２に送られ、組織からのエコー信号である基本波成分と、造影剤からのエコー信号である高調波成分とを分離するために、周波数フィルタにてフィルタリングが施される。これにより、超音波スキャンごとに、組織形状を強調した複数の組織信号Ｓｏ１、Ｓｏ２、…と、血流成分を強調した複数の血流信号Ｓｂ１、Ｓｂ２、…とが取得される（ステップＳ３１）。
【００７６】
これらの組織信号Ｓｏ１、Ｓｏ２、…と血流信号Ｓｂ１、Ｓｂ２、…は、画像生成回路２４のスキャンコンバータ２４ａで、超音波スキャンの走査線信号列から、テレビ等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される。
【００７７】
これにより、組織信号Ｓｏ１、Ｓｏ２、…と血流信号Ｓｂ１、Ｓｂ２、…は、それぞれ生体内の空間的位置が正しく並べられた複数フレーム分の複数フレーム分の組織画像情報Ｇｏ１、Ｇｏ２、…と、血流画像情報Ｇｂ１、Ｇｂ２、…とに変換される（ステップＳ３２）。なお、組織画像情報Ｇｏ１、Ｇｏ２、…と血流画像情報Ｇｂ１、Ｇｂ２、…は、生成されるたびに画像メモリ２５に保存される。ここまでは、第１実施形態と全く同様である。
【００７８】
これより本実施形態の特徴について説明する。これらの組織画像情報Ｇｏ１、Ｇｏ２、…と血流画像情報Ｇｂ１、Ｇｂ２、…は、スキャンコンバータ２４ａで合成され、合成画像情報Ｃ１、Ｃ２、…（第３の画像情報）が生成される（ステップＳ３３）。
【００７９】
図８は同実施形態に係る合成画像情報Ｃ１、Ｃ２、…を映像化したときの概略図である。図８に示すように、合成画像情報Ｃ１、Ｃ２、…では、組織画像情報Ｇｏ１、Ｇｏ２、…が占める組織領域Ｒｏと、血流画像情報Ｇｂ１、Ｇｂ２、…が占める血流領域Ｒｂとが予め決められている。すなわち、本実施形態では、合成画像情報Ｃ１、Ｃ２、…の中心部分を血流領域Ｒｂとし、合成画像情報Ｃ１、Ｃ２、…の両側部分を組織領域Ｒｏとしている。
【００８０】
合成画像情報Ｃ１、Ｃ２、…は、位置検出回路２４ｂに送られ（ステップＳ３４）、その組織領域Ｒｏに基づいて、連続する２フレームＣｉ−１、Ｃｉ間の位置補正情報が生成される。なお、本実施形態では、位置補正情報として、合成画像情報Ｃｉ−１の組織領域Ｒｏ対する合成画像情報Ｃｉの組織領域Ｒｏのズレ幅及びズレ方向を表現する移動ベクトルＵｉが用いられる（ステップＳ３５）。
【００８１】
合成画像情報Ｃｉと移動ベクトルＵｉは、画像合成回路２４ｃに送られ（ステップＳ３６）、移動ベクトルＵｉの基づいて合成画像情報Ｃｉの位置補正がなされる。これにより、合成画像情報Ｃｉの組織領域Ｒｏの表示位置が、その１フレーム前の合成画像情報Ｃｉ−１の組織領域Ｒｏの表示位置と一致する。その結果、合成画像情報Ｃｉの血流領域Ｒｂの表示位置が、その１フレーム前の合成画像情報Ｃｉの血流領域の表示位置と一致し、位置補正された補正合成画像情報Ｌｉが生成される（ステップＳ３７）。なお、この補正合成画像情報Ｌｉは、生成されるたびに画像メモリ２５に保存される。
【００８２】
前記手続を繰り返すことにより画像メモリ２５にｎフレーム分の補正合成画像情報Ｌ１、Ｌ２、…Ｌｎが保存されたら、これらの補正合成画像情報Ｌ１、Ｌ２、…Ｌｎを使用して最大値保持演算を行い、輝度値保持画像情報Ｍｎを生成する（ステップＳ３８）。この輝度値保持画像情報Ｍｎは、生成されるたびに超音波画像としてモニタ１４に出力される。これにより、モニタ１４には、時間の経過に伴って血管に造影剤が流入してゆく様子がリアルタイムで表示される（ステップＳ３９）。
【００８３】
［本実施形態による作用］
超音波スキャンにより生成される組織画像情報Ｇｏ１、Ｇｏ２、…と、血流画像情報Ｇｂ１、Ｇｂ２、…とに基づいて合成画像情報Ｃ１、Ｃ２、…Ｃｎを生成し、合成画像情報Ｃｉ−１の組織領域Ｒｏと合成画像情報Ｃｉの組織領域Ｒｏの表示位置との間の位置ズレを表す移動ベクトルＵｉを生成し、この移動ベクトルＵｉに基づいて合成画像情報Ｃｉを位置補正している。
【００８４】
これにより、順次生成される合成画像情報Ｃ１、Ｃ２、…Ｃｎの表示位置が一致するから、これら合成画像情報Ｃ１、Ｃ２、…Ｃｎを使用して最大値保持演算を行っても、鮮明な輝度値保持画像情報Ｍｎを取得することができ、結果として繊細な診断を行うことが可能となる。
【００８５】
しかも、第１実施形態のように２つの画像を同期させながら補正と表示を行う必要が無くなくなるから、第１実施形態に比べて装置構成を簡略化することができる。
【００８６】
（第４実施形態）
次に図９を参照しながら本発明の第４実施形態について説明する。本実施形態は、「再環流法」と「最大値保持法」を組み合せた所謂「Micro Flow Imaging」に本発明を適用した例である。なお、再環流法の詳細は特許文献１に記載されているため、ここでは簡単に説明することにする。
【００８７】
本実施形態では、造影剤バブルを崩壊させるための高音圧（第１の音圧）による高音圧スキャン（第１の超音波送信）と、超音波画像を取得するための、造影剤バブルをあまり壊さない低音圧（第２の音圧）による低音圧スキャン（第２の超音波送信）とを交互に実行する。
【００８８】
すなわち、本実施形態では、第１〜第３実施形態に係る超音波スキャンを複数回に亘って実施した後、スキャン断面内の造影剤バブルを破壊するために、少なくとも１回以上の高音圧スキャンを実施する。
【００８９】
なお、本実施形態では、被検体Ｐに投与する造影剤として、低音圧の超音波を送信しても破壊されることなくハーモニック信号を放出し、長時間の映像化が可能な所謂「次世代型造影剤」と呼ばれるものを使用している。
【００９０】
［スキャンシーケンス］
図９は本発明の第４実施形態に係るスキャンシーケンスのフローチャートである。まず、被検体Ｐに対し低音圧スキャンを繰り返し実行して、低音圧スキャンごとに複数の走査線信号列からなる受信信号Ｐ１、Ｐ２、…を取得する（ステップＳ４１）。
【００９１】
これらの受信信号Ｐ１、Ｐ２、…は、Ｂモード処理ユニット２２に送られ、組織からのエコー信号である基本波成分と、造影剤からのエコー信号である高調波成分とを分離するために、周波数フィルタにてフィルタリングが施される。これにより、低音圧スキャンごとに、組織形状を強調した複数の組織信号Ｓｏ１、Ｓｏ２、…と、血流成分を強調した複数の血流信号Ｓｂ１、Ｓｂ２、…が取得される（ステップＳ４２）。
【００９２】
これらの組織信号Ｓｏ１、Ｓｏ２、…と血流信号Ｓｂ１、Ｓｂ２、…は、画像生成回路２４のスキャンコンバータ２４ａにて、超音波スキャンの走査線信号列から、テレビ等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される。これにより、組織信号Ｓｏ１、Ｓｏ２、…と血流信号Ｓｂ１、Ｓｂ２、…は、それぞれ生体内の空間的位置が正しく並べられた組織画像情報Ｇｏ１、Ｇｏ２、…と血流画像情報Ｇｂ１、Ｇｂ２、…に変換される（ステップＳ４３）。なお、組織画像情報Ｇｏ１、Ｇｏ２…と血流画像情報Ｇｂ１、Ｇｂ２…は、生成されるたびに画像メモリ２５に保存される。
【００９３】
組織画像情報Ｇｏ１、Ｇｏ２、…は、位置検出回路２４ｂに送られて（ステップＳ４４）、連続する２フレームＧｏｉ−１、Ｇｏｉ間の位置補正情報が生成される。なお、本実施形態では、位置補正情報として、組織画像情報Ｇｏｉ−１に対する組織画像情報Ｇｏｉの表示位置のズレ幅及びズレ方向を表現できる移動ベクトルＶｉを用いている（ステップＳ４５）。
【００９４】
血流画像情報Ｇｂｉと移動ベクトルＶｉは、画像合成回路２４ｃに送られ（ステップＳ４６）、移動ベクトルＶｉの基づいて血流画像情報Ｇｂｉが位置補正される。これにより、血流画像情報Ｇｂｉの表示位置が、その１フレーム前の血流画像情報Ｇｂｉ−１の表示位置と一致し、位置補正された補正血流画像情報Ｈｉが生成される（ステップＳ４７）。なお、補正血流画像情報Ｈｉは、生成されるたびに画像メモリ２５に保存される。
【００９５】
前記手続を繰り返すことにより画像メモリ２５にｎフレーム分の補正血流画像情報Ｈ１、Ｈ２、…Ｈｎが保存されたら、これらの補正血流画像情報Ｈ１、Ｈ２、…Ｈｎに基づき最大値保持演算を行い、輝度値保持画像情報Ｉｎを生成する（ステップＳ４８）。この輝度値保持画像情報Ｉｎは、生成されるたびに超音波画像としてモニタ１４に表示され、診断材料として使用される。
【００９６】
ところで、低音圧スキャンの実行回数が増加すると、組織内が造影剤バブルで充満してしまい、着目したい血管の血流状態を把握できなくなる。そこで、低音圧スキャンの実行回数が既定回数に達した時点で高音圧スキャンを実行し、それまで実施していた最大値保持演算を白紙状態、すなわち初期化する（ステップＳ４９）。これにより、被検体Ｐの組織内に充満していた造影剤バブルが破壊され、輝度値保持画像情報Ｉｎから造影剤バブルが消失する。なお、高音圧スキャンの実行、及び最大値保持演算の初期化は、スイッチ１３ｂからの指示に基づいて開始される。
【００９７】
そして、高音圧スキャンが終了したら、再び低音圧スキャンを実行し、補正血流画像情報Ｈｎ＋１、Ｈｎ＋２、…Ｈ２ｎから輝度値保持画像情報Ｉ２ｎを生成する（ステップＳ５０）。このように、低音圧スキャンと高音圧スキャンを交互に実行すると、モニタ１４には血管に造影剤が流入していく様子が繰り返し表示され、環流状態の変化等を見ることができる。
【００９８】
［本実施形態による作用］
本実施形態に係る超音波診断装置によれば、「再環流法」と「最大値保持法」を組み合せた所謂「Micro Flow Imaging」に本発明を適用している。そのため、血管に造影剤が流入していく様子を鮮明、且つ繰り返して見ることができる。
【００９９】
しかも、高音圧スキャンにより組織内の造影剤バブルを破壊したときに、それまでの最大値保持演算を初期化するようにしている。そのため、組織内に充満する造影剤バブルに邪魔されて血管構造の把握が困難となるのを防止することができる。
【０１００】
［最大値保持法］
次に一般的な最大値保持演算のアルゴリズムについて説明する。最大値保持法とは、ある画像を構成するｎ枚のフレームＦ１〜Ｆｎにおいて、空間的に対応する輝度値のうち、最大値Ｐｍａｘ（ｘ、ｙ）を選択して新たな画像を生成する方法のことである。
【０１０１】
ちなみに、あるフレームＦｎは、空間的に配置されたＰｎ（ｘ、ｙ）の集合、あるいは単に一次元の輝度値の配列データＰｎ（ｘ）の集合からなる。なお、Ｐｎ（ｘ、ｙ）またはＰｎ（ｘ）の値としては、「輝度」の代わりに「信号強度」、「信号振幅」、「ＲＦデータ等の生データ」等を使用してもよい。これら各データ値は、一般的に数値が大きい方が、エコー信号の信号レベルが高いことを意味する。
【０１０２】
最大値保持法による演算、すなわち最大値保持演算を実行する場合、前述の各データ値を使用して、ｎ枚のフレームＦ１〜Ｆｎに亘って空間的に対応するｎ個の画素から、次の数式［１］に基づいて輝度値の最大値Ｐｍａｘ（ｘ、ｙ）を選択する。
【０１０３】
Ｐｍａｘ（ｘ、ｙ）＝ｍａｘ［Ｐ１（ｘ、ｙ）、…、Ｐ（ｘ、ｙ）］…［１］
なお、最大値保持演算を実現するためのアルゴリズムは、前記内容に限定されるものではない。例えば、現行のフレームＦｉの各座標の輝度値をＰｉ（ｘ、ｙ）、この１つ前のフレームＦｉ−１の輝度値をＰｎ−１（ｘ、ｙ）とし、これら２つのフレームＦｉ、Ｆｉ−１を利用して次の数式［２］に従ってｉ＝２〜ｎまで演算処理を実行してもよい。
【０１０４】
Ｉｆ  Ｐｉ（ｘ、ｙ）＞Ｐｉ−１（ｘ、ｙ）、
ｔｈｅｎ  Ｐｉ（ｘ、ｙ）＝Ｐｉ（ｘ、ｙ）、
Ｅｌｓｅ  Ｐｉ（ｘ、ｙ）＝Ｐｉ−１（ｘ、ｙ）…［２］
このアルゴリズムは、直前のフレームに関わる画像と比較して大きな輝度値を有する画素のみ、その値を更新するというものである。
【０１０５】
本発明は、前記実施形態そのままに限定されるものではなく、実施段階ではその要旨を逸脱しない範囲で構成要素を変形して具体化できる。また、前記実施形態に開示されている複数の構成要素の適宜な組み合せにより種々の発明を形成できる。例えば、実施形態に示される全構成要素から幾つかの構成要素を削除してもよい。さらに、異なる実施形態に亘る構成要素を適宜組み合せてもよい。
【図面の簡単な説明】
【０１０６】
【図１】本発明の第１実施形態に係る超音波診断装置のブロック図。
【図２】同実施形態に係る画像生成回路のブロック図。
【図３】同実施形態に係るスキャンシーケンスのフローチャート。
【図４】同実施形態に係る移動ベクトルの生成工程における概念図。
【図５】本発明の第２実施形態に係るスキャンシーケンスのフローチャート。
【図６】本発明の第３実施形態に係る画像生成回路のブロック図。
【図７】同実施形態に係るスキャンシーケンスのフローチャート。
【図８】同実施形態に係る合成画像を映像化したときの概略図。
【図９】本発明の第４実施形態に係るスキャンシーケンスのフローチャート。
【図１０】豊富な造影剤が流入する太い血管を表した画像の模式図。
【図１１】造影剤の流れが少ない微細血管を表した複数の画像の模式図。
【図１２】微小血流までを描出した画像の模式図。
【図１３】血流走行の情報を好適に表した画像の模式図。
【符号の説明】
【０１０７】
１２…超音波プローブ、１３ｂ…スイッチ（設定手段）、１４…モニタ（表示手段）、２０…画像情報生成部（生成手段）、２１…送受信ユニット（送信手段）、２４ｂ…位置検出回路（作成手段）、２４ｃ…画像合成回路（合成手段）、Ｇｏ１、Ｇｏ２、…Ｇｏｎ…組織画像情報（第１の画像情報）、Ｇｂ１、Ｇｂ２、…Ｇｂｎ…血流画像情報（第２の画像情報）、Ｖ１、Ｖ２、…Ｖｎ…移動ベクトル（位置補正情報）、Ｉｎ…輝度保持画像情報、Ｃ１、Ｃ２、…Ｃｎ…合成画像情報（第３の画像情報）。
【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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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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