(57)【要約】【課題】ノイズ抑制に優れ、血流等の運動部位をカラー化して表示するのに適した超音波診断装置のデータ処理方法を提供する。【解決手段】生体６の同一領域に対して、一定時間の周期で繰り返し超音波振動子２から超音波の送受信を経て得られた超音波エコー信号はＡ／Ｄ変換器１０によりデジタルの超音波データとなり、直交変換器１１及び遅延器１２を経て９０度の位相差を持つペア信号データとなり、ＭＴＩフィルタ１３ａ及び１３ｂを通してゆっくりした信号成分がノイズとして除去された後、自己相関演算部１５に入力され、時間的にシフトして同一の深さ位置から得られた複数のデータの自己相関値を算出する処理により、定常的な血流エコー成分をランダムな位相を持つランダムノイズを抑制した状態で算出し、さらに振幅値を算出してしきい値等により血流エコーを分離して擬似カラー化して表示できるようにした。【選択図】  図１
2004350962.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
所定の時間間隔で同一の音線方向に対する複数回の超音波送受信を行って複数の超音波データを得る超音波送受信手段により得られた複数の超音波データの中から同一の深さに対応するデータを得るデータ抽出ステップと、前記データ抽出ステップで得られた同一の深さに対応するデータを所定の特性を有するフィルタ手段に入力し、体内の運動部位からのエコーデータを抽出するフィルタリングステップと、
前記フィルタリングステップで得られた前記体内の運動部位からのエコーデータを、所定時間遅延させた場合の自己相関の振幅値を得る振幅値取得ステップと、
前記振幅値取得ステップで得られた振幅値を所定の色相の輝度に対応させるカラー化ステップと、
を備えたことを特徴とする超音波診断装置のデータ処理方法。
【請求項２】
所定の時間間隔で同一の音線方向に対する複数回の超音波送受信を行って複数の超音波データを得る超音波送受信手段により得られた複数の超音波データの中から同一の深さに対応するデータを得るデータ抽出ステップと、
前記データ抽出ステップで得られた同一の深さに対応するデータを、所定時間遅延させた場合の自己相関の振幅値を得る振幅値取得ステップと、
前記振幅値取得ステップで得られた振幅値を所定の色相の輝度に対応させるカラー化ステップと、
を備えたことを特徴とする超音波診断装置のデータ処理方法。
【請求項３】
所定の時間間隔で同一の音線方向に対する複数回の超音波送受信を行って複数の超音波データを得る超音波送受信手段と、
前記超音波送受信手段により得られた複数の超音波データの中から同一の深さに対応するデータを得るデータ抽出手段と、
所定のフィルタ特性を有し、前記データ抽出手段で得られた同一の深さに対応するデータから体内の運動部位からのエコーデータをこのフィルタ特性により抽出するフィルタ手段と、
前記フィルタ手段により得られた前記体内の運動部位からのエコーデータを、所定時間遅延させた場合の自己相関の振幅値を得る振幅値取得手段と、
前記振幅値取得手段により得られた振幅値を所定の色相の輝度に対応させるカラー化手段と、
を備えたことを特徴とする超音波診断装置。
【請求項４】
超音波振動子により所定の時間間隔で同一の音線方向に対する複数回の超音波送受信を行って複数の超音波データを得る超音波送受信手段と、
前記超音波送受信手段により得られた複数の超音波データの中から同一の深さに対応するデータを得るデータ抽出手段と、
前記データ抽出手段により得られた同一の深さに対応するデータを、所定時間遅延させた場合の自己相関の振幅値を得る振幅値取得手段と、
前記振幅値取得手段で得られた振幅値を所定の色相の輝度に対応させるカラー化手段と、
を備えたことを特徴とする超音波診断装置。
【請求項５】
被検体に対して超音波振動子により同一の音線方向に対し異なるタイミングで複数回の超音波送受信を行って複数の超音波データを得る超音波送受信手段と、
前記超音波送受信手段により得られた複数の超音波データの中から同一の深さに対応するデータを得るデータ抽出手段と、
前記データ抽出手段により得られた同一の深さに対応するデータを基に前記被検体の所望の部位を画像として表示するための信号の振幅値を得る振幅値取得手段と、
を備えたことを特徴とする超音波診断装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は超音波データから血流等の運動部位をカラー化して表示する超音波診断装置のデータ処理方法に関する。
【０００２】
【従来の技術】
超音波を用いて血流の有無を感度良く表示する方法の１つにパワードプラ処理がある。血流のパワードプラ処理の従来技術として特開昭６１−２５７６３１号公報がある。
【０００３】
この特開昭６１−２５７６３１号公報では、受信した反射エコー信号を直交検波し、さらにＭＴＩフィルタを通したあとのＩ信号とＱ信号２乗和をとることで血流のパワーを求め、２次元画像として表示することを開示している。
【０００４】
【特許文献１】
特開昭６１−２５７６３１号公報
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、上記従来例ではホワイトノイズのようにランダムな信号はＭＴＩフィルタで除去されない上に適度なパワー値を持つため、血流中の赤血球からの微弱な反射エコー信号との弁別には限界があった。
【０００６】
従って、上記従来例では、特に超音波振動子の感度が低く血流からのエコー強度が十分確保できない場合には、ホワイトノイズの影響が大きくなりノイズの多い血流面像になりやすいという問題点があった。
【０００７】
（発明の目的）
本発明は上述した点に鑑みてなされたもので、ノイズ抑制に優れ、血流等の運動部位をカラー化して表示するのに適した超音波診断装置のデータ処理方法及び超音波診断装置を提供することを目的とする。
【０００８】
【課題を解決するための手段】
所定の時間間隔で同一の音線方向に対する複数回の超音波送受信を行って複数の超音波データを得る超音波送受信手段により得られた複数の超音波データの中から同一の深さに対応するデータを得るデータ抽出ステップと、
前記データ抽出ステップで得られた同一の深さに対応するデータを所定の特性を有するフィルタ手段に入力し、体内の運動部位からのエコーデータを抽出するフィルタリングステップと、
前記フィルタリングステップで得られた前記体内の運動部位からのエコーデータを、所定時間遅延させた場合の自己相関の振幅値を得る振幅値取得ステップと、
前記振幅値取得ステップで得られた振幅値を所定の色相の輝度に対応させるカラー化ステップと、
を備えたことにより、自己相関の振幅値を得る振幅値取得ステップによりホワイトノイズの影響を抑制して血流等の運動部位をカラー化して表示できるようにしている。
【０００９】
【発明の実施の形態】
以下、図面を参照して本発明の実施の形態を説明する。
【００１０】
図１から図４を参照して本発明の１実施の形態を説明する。図１は本発明のデータ処理方法を行う機能を備えた超音波診断装置の全体構成を示し、図２は自己相関演算器の動作説明のタイミング図を示し、図３は本実施の形態により自己相関の振幅値により血流成分とノイズとが識別される様子を示し、図４は本実施の形態におけるデータ処理の内容を示すフローチャ−トである。
【００１１】
図１に示すように、本発明のデータ処理方法の機能を備えた超音波診断装置１は、超音波振動子２を内蔵した超音波探触子（超音波プローブ）３と、この超音波探触子３のコネクタが着脱自在に接続され、超音波振動子２を駆動する送信パルスを出力したり、超音波振動子２で受信され、電気信号に変換された超音波エコー信号に対する信号処理を行い、モニタ５に超音波画像を表示する超音波観測装置４と、から構成される。
【００１２】
超音波探触子３に内蔵される超音波振動子２は、生体６に対して超音波を電気的に走査するアレイ型超音波振動子、または機械的な走査を行う単板あるいはアレイ型超音波振動子のいずれでも良い。また、超音波探触子３は生体６の外表面からその内部に対して超音波診断を行うタイプのものでも良いし、体腔内に挿入して体腔内の内部組織に対して診断を行うタイプのものでも良い。
【００１３】
超音波探触子３を超音波観測装置４に接続することにより、超音波振動子２は超音波観測装置４内に設けた超音波送受信部７と接続される。この超音波送受信部７は、送信パルスを超音波振動子２に出力して超音波振動子２から超音波パルスが生体６の内部側に送信されるようにすると共に、生体６の内部から戻ってくる反射超音波を超音波振動子２により変換されたエコー信号を受信し、アレイ型超音波振動子の場合はビームフォーミング処理を行い、各音線の信号を生成する。
【００１４】
図１では超音波振動子２により生体６の表面（体腔内の組織表面からでも良い）からその内部の深さ方向に点線で示すように超音波を送信し、音響インピーダンスが変化している部分での反射超音波を受信して電気的なエコー信号に変換し、超音波送受信部７の受信部に出力する。超音波振動子２が例えばコンベックス型の場合には、走査方向が少しづつ変化するようにして、設定された２次元的な走査領域を所定本数の音線でカバーする。
【００１５】
超音波送受信部７は、運動部位の情報、具体的には血流情報を取得する場合には、同じ２次元的な走査領域に対して、例えば所定の時間間隔で複数回、超音波を送受信するように動作する。この場合、通常の２次元的な走査領域と同じ２次元的な走査領域を繰り返し走査しても良いし、通常の２次元的な走査領域における一部の指定された２次元的な走査領域（これが可能な場合には）を繰り返し走査しても良い。
【００１６】
そして、２次元的な走査領域を複数回、繰り返すことにより、２次元的な走査領域をカバーする所定本数の音線に対するデータがそれぞれ複数個得られることになる。
【００１７】
本実施の形態では、２次元的な走査領域を繰り返し走査する回数、つまり同一の音線に対するデータを得るための送受信の回数は、例えば８回程度である。
【００１８】
このように運動部位としての血流に対する音響情報をＳ／Ｎ良く検出するために、少なくとも血流部分を含む２次元的な走査領域における血流部分を含む部位を含めて超音波振動子２からそれぞれの音線上の同一深さに対応するデータが送受信の回数分得られる。
【００１９】
また、同じ音線に対するデータを得るための送受信の繰り返し周期は、ターゲットとする血流の流速によって決めることができ、例えば超音波観測装置４の外部に設けた外部入力部８からの設定や選択によって任意に変更可能である。
【００２０】
この超音波送受信部７で生成された音線に対する信号は、アンチエリアジングフィルタ（図１では簡単化のため、単にフィルタと略記）９を経てＡ／Ｄ変換器１０に入力され、所定のサンプリング周波数にてデジタル化された音線データとなる。
【００２１】
なおこのアンチエリアジングフィルタは、Ａ／Ｄ変換時にエリアジング（折り返しノイズ）を防ぐ役割を果たす。
【００２２】
Ａ／Ｄ変換器１０でＡ／Ｄ変換されたデータは直交変換器１１及び遅延器１２に入力される。直交変換器１１は直交変換を行う部分である。直交変換器１１はヒルベルト変換フィルタで構成され、入力された信号の位相を９０度遅らせる働きをもつ。ヒルベルト変換フィルタは所定のフィルタ係数をもつデジタルＦＩＲフィルタで実現することができる。
【００２３】
また、遅延器１２は、直交変換器１１にて発生するデータ遅延量と等価な遅延を与える働きをもつ。従って、直交変換器１１及び遅延器１２の出力データは互いに９０度の位相差をもつペア信号データとなり、それぞれＭＴＩフィルタ１３ａ及び１３ｂに入力されると共に、Ｂモード像演算部１４にも入力される。
【００２４】
ＭＴＩフィルタ１３ａ及び１３ｂは血流以外の組織からのゆっくりとしたドプラ信号（クラッタノイズ）を除去するためのハイパスフィルタであり、デジタルＩＩＲフィルタで構成される。フィルタ係数は、外部入力部７から任意に設定可能である。
【００２５】
ＭＴＩフィルタ１３ａ及び１３ｂの出力は自己相関演算部１５に入力され、この自己相関演算部１５はＭＩＴフィルタ１３ａ及び１３ｂの出力から血流情報データを演算する部分であり、詳細については後述する。
【００２６】
一方、Ｂモード像演算部１４は、直交変換器１１及び遅延器１２の出力データを基にＢモード画像データを生成する部分である。直交変換器１１及び遅延器１２の出力データは互いに直交する関係にあり、両者の２乗和の平方根を計算することで、反射エコーの振幅情報を得ることができる。得られた振幅情報は、対数圧縮、ゲイン調整、コントラスト調整などの処理を行いＢモード画像データとなる。
【００２７】
上記自己相関演算部１５の出力とＢモード像演算部１４の出力とはデジタルスキャンコンバータ（ＤＳＣ）１６に入力される。
【００２８】
このＤＳＣ１６は、自己相関演算部１５で演算された血流情報データ及びＢモード像演算部１４で演算されたＢモード画像データを基に超音波振動子２のスキャン形状にあった形に座標変換及び補間処理し、血流情報データ及びＢモード画像データが合成された超音波画像データを生成する。
【００２９】
例えば、超音波振動子２が曲率５ｍｍで画角１８０度のコンベックス型超音波振動子の場合は、放射状の半円部分に相当する２次元の音線データが得られる。２次元の音線データは、円の中心からの距離と音線の角度によって決まる極座標（γ，θ）形式のデータであるので座標変換の処理としては、極座標のデータをモニタ５の表示に適した直交座標（ｘ，ｙ）に変換する処理となる。
【００３０】
具体的には
ｘ＝γ×ｃｏｓθ
ｙ＝γ×ｓｉｎθ
の関係式を利用して極座標（γ，θ）から直交座標（ｘ，ｙ）の変換が行われる。その際、音線データの密度が粗いとデータとデータの間に隙間ができてしまうため、周囲のデータから補間処理によってデータを作り出す。一般的には周囲の４点のデータを利用して補間する４点補間が使われる。
【００３１】
このようにしてＤＳＣ１６で生成された超音波画像データはモニタ５に出力され、超音波画像が表示される。
【００３２】
以下では、自己相関演算部１５内部での演算について説明する。前述したように、各音線に対して、時間順にそれぞれ同一深さのデータが送受信する回数分得られている。例えば、同一の音線に対して６回送受信を繰り返した場合は、それぞれ同一となる深さ（距離位置）のデータとして例えば図２に示す元データａ〜ｆのように６個得られる。
【００３３】
各データａ〜ｆはそれぞれＭＴＩフィルタ１３ａを通した虚数成分、ＭＴＩフィルタ１３ｂを通した実数成分として組み合わせた複素データである。一般に同一の音線に対してＮ回送受信を繰り返した場合の元データＺ（ｉ）は以下のように表現される。
【００３４】
Ｚ（ｉ）＝Ｘ（ｉ）＋ｊＹ（ｉ）
ただし、ｉ＝１〜Ｎの整数
前記元データＺ（ｉ）をＭクロック分だけ遅延させたデータを図２のように遅延データＺＭ（ｉ）とする。ここで、クロックＣＬＫの１周期は各元データを得る時間単位となっており、Ｍクロック分遅延させるとＭ個の元データ分だけ遅延（シフト）されることになる。
【００３５】
この場合、Ｍは１からＮ−１までの任意の整数であるが、Ｍを大きくするとベクトル偏移データをとれるデータ数が減るので、Ｍ＝１〜２程度が望ましい。図２の例ではＭを２にして示している。このとき、図２のように各時刻においてベクトル偏移データＲ（ｉ）を計算することができる。一般的には、
Ｒ（ｉ）＝ＺＭ（ｉ）＊×Ｚ（ｉ）
となる。ここで、＊は共役な複素数（複素データ）を表す。
【００３６】
図２において、ゲートパルスはベクトル偏移データＲ（ｉ）から有効データが出力される期間と等価な時間幅をもつパルスである。ベクトル偏移データＲ（ｉ）は、自己相関演算部１５内部の図示しない積分器においてゲートパルスＧ（ｔ）がＨｉｇｈの期間中だけ積分され、自己相関値Ｒが演算（算出）される。次にゲートパルスがＨｉｇｈになる前に積分値は０にリセットされる。
【００３７】
図２のデータの例であれば、自己相関値Ｒは
Ｒ＝ｃａ＊＋ｄｂ＊＋ｅｃ＊＋ｆｄ＊
となる。最終的には、複素数である自己相関値Ｒの振幅値をとったものを血流情報データとする。
【００３８】
ホワイトノイズは元データの複素平面上での方向（位相）がランダムで発生するため、Ｍクロック分遅延した時刻に同じ部位で発生するホワイトノイズとは全く相関が無いため、それらを乗算して加算した自己相関値Ｒ或いはその振幅値は０に近い値となる。
【００３９】
一方、血流からのエコーは、血流自身は通常、時間的に定常流となり、時間的な相関が大きく、従って各ベクトル偏移データがほぼ同じ位相をもつため、それらを乗算して加算した自己相関値Ｒ或いはその振幅値は特定の位相の向きに加算され、その振幅値はホワイトノイズの場合と比べて大きくなる。
【００４０】
また、生体組織からのエコーは、同じ部位であれば通常、時間的に殆ど変化しないので各ベクトル偏移データが殆ど同じ位相をもつ上に、各ベクトル偏移データの振幅が大きいため、自己相関の振幅値も大きくなる。
【００４１】
従って、血流情報データは、図３に示すように値が小さい領域はホワイトノイズを表し、逆に値が大きい領域は生体組織からのエコーを表し、その中間の値が血流からのエコー（血流エコー）を表すことになる。そのため、特定の大きさの自己相関の振幅値を抽出して表示することで、血流エコー成分のみを表示することが可能となる。
【００４２】
例えば、ホワイトノイズと血流エコーとの境界を定める閾値Ｔｈ１、及び生体組織からのエコーと血流エコーの境界を定める閾値Ｔｈ２を設け、閾値Ｔｈ１以上でかつ閾値Ｔｈ２以下の値をもつデータのみを画面表示することて、血流エコーのみを表示できる。また、以下に説明するように、生体組織からのエコーによるＢモード像に血流エコーをカラー化して表示することもできる。
【００４３】
なお、閾値Ｔｈ１、Ｔｈ２は超音波送受信部７の送信電圧と受信回路の増幅率が決まると、通常は一意に決まる定数で、実際には送信電圧と受信回路が決まった状態で、実験的に適切に分離できる値に設定すれば良い。
【００４４】
血流情報データは、振幅値を所定の色相の輝度に対応させて表示、もしくは振幅値を所定の色相に対応させてカラー表示を行う。
【００４５】
単純なパワー値では時間的にランダムに発生する（と共に、周波数的にもランダムに発生する）ホワイトノイズもある程度の値をもつのに対して、本実施の形態では自己相関の振幅値を算出するようにしているので、ホワイトノイズによる自己相関の振幅値を０に近い値にして、このホワイトノイズの影響を抑制できるようにしている。
【００４６】
そのため、従来の血流のパワーを表示する方法と比べて本実施の形態のデータ処理方法によれば、血流信号とホワイトノイズの比が大きくなる。すなわち、ホワイトノイズを抑制して血流情報をＳ／Ｎの良い状態で表示する効果に優れている。
【００４７】
このように処理する場合の処理手順を図４を参照して説明する。図４に示すように最初のステップＳ１で超音波データの取得を行う。超音波振動子２を電気的に或いはメカニカルに走査するなどして超音波振動子２から超音波を２次元的に送受信して超音波データを取得する。
【００４８】
生体の運動部位となる血流情報を取得するため、血流部分を含むような同一の領域に対して、例えば所定の時間間隔（ここでは例えばクロックＣＬＫに同期したその周期の時間間隔）で超音波を２次元的に送受信して超音波データを取得する。
【００４９】
得られた超音波データは、超音波送受信部７からさらにアンチエリエイジングフィルタ９を経てＡ／Ｄ変換器１０によりデジタルの超音波データとなり、直交変換器１１により超音波周波数の９０度に相当する位相が変化させられ、また遅延器１２によりその直交変換器１１による９０度の位相変化させる処理の時間遅延の時間分だけ、時間遅延される。つまり、Ａ／Ｄ変換された超音波データから直交変換された信号データが生成される。
【００５０】
そして、ステップＳ３に示すように同一の領域内におけるそれぞれ同一部位（同一深さ）のデータの取り出しの処理が行われる。この場合、走査された同一領域内でも良いし、さらにその同一領域内で血流付近が分かるような場合にはその領域を含む指定領域の指定を行い、その指定領域内の各同じ位置から順次データの取り出しを行う。その後にそれぞれＭＴＩフィルタ１３ａ、１３ｂに入力され、クラッタノイズ等低速のノイズを除去するＭＴＩフィルタ処理が行われる（ステップＳ４参照）。
【００５１】
このＭＴＩフィルタ処理がされた超音波データは、自己相関演算部１５に入力され、カラーフローマッピング処理のために自己相関の処理が施される。この場合、自己相関演算部１５に入力されるカラーフローマッピング処理が施される超音波データ、つまり図２の元データＺ（ｉ）は、自己相関演算部１５内部のメモリ等を用いてステップＳ５に示すように、Ｍクロック分の時間遅延された遅延データＺＭ（ｉ）が生成される。
【００５２】
そして、次のステップＳ６で元データＺ（ｉ）と遅延データＺＭ（ｉ）（の複素データ）との相関量を算出する乗算処理によりベクトル偏移データＲ（ｉ）が生成される。
【００５３】
ステップＳ６の処理は図２に示すケートパルスＧ（ｔ）がＨｉｇｈのゲート時間行われ、乗算処理により生成されたベクトル偏移データＲ（ｉ）はステップＳ７に示すように積分される。そして、この積分により自己相関値Ｒが算出されることになる。
【００５４】
次のステップＳ８では、自己相関値Ｒからその平均値を求め、その平均値の平方根を演算する処理により、振幅値を算出する演算が行われる。
【００５５】
この自己相関値Ｒの振幅値が算出されると、次のステップＳ９でしきい値処理が施される。例えば、図３を参照して説明したようにホワイトノイズと血流エコーとの境界付近となる振幅値を閾値Ｔｈ１とし、血流エコーと生体組織からのエコーとの境界付近となる振幅値を閾値Ｔｈ２とした場合、閾値Ｔｈ１以上でかつ閾値Ｔｈ２以下となる値を持つデータのみを血流データとして出力する（より具体的には、自己相関演算部１５内部のメモリ等に格納して残し、後述するカラー化の処理を行えるようにする）。
【００５６】
一方、閾値Ｔｈ１未満と閾値Ｔｈ２以上となるデータは血流情報に対応しないデータとして除去等する。なお、閾値Ｔｈ２以上となるデータは、Ｂモード像演算部１４側から生体組織からのエコーとしてＢモード像として表示される。
【００５７】
上記しきい値処理の後、ステップＳ１０に示すように全ての計算対象データの演算が終了かの判断を行い、指定された領域内となる全ての計算対象データの演算が終了していない場合にはステップＳ３に戻り、同様の処理を繰り返す。
【００５８】
そして、全ての計算対象データの演算が終了した場合には次のステップＳ１１に進み、しきい値処理がされて閾値Ｔｈ１以上でかつ閾値Ｔｈ２以下となる値を持つデータを血流情報データとして、この血流情報データに対してカラー表示を行うための色相及び輝度の割り当てを行う。
【００５９】
例えば上記振幅値を所定の色相の輝度に対応させて表示したり、振幅値を所定の色相に対応させた割り当て処理を行う。
【００６０】
より具体的には、上記メモリに格納された血流情報データは、振幅値が算出されているので、その振幅値を例えば赤等の所定の色相に対応つけるべく、自己相関演算部１５内部に設けたメモリ等にその音線位置のアドレスに対応付けて格納保持する。
【００６１】
このようにしてメモリ等に格納された血流情報データは読み出されて、ＤＳＣ１６に入力され、このＤＳＣ１６により、必要に応じて例えば極座標形式等から直交座標形式に変換処理されてＤＳＣ１６内部のＲ，Ｇ，Ｂプレーンメモリにおける表示しようとする色相に対応する色プレーンメモリに格納される。
【００６２】
例えば赤の色相で表示する場合には、Ｒプレーンメモリのみに格納される。そして、ＤＳＣ１６のＲプレーンメモリから読み出された血流情報データ部分はＲ信号としてモニタ５に出力され、モニタ５の表示面には赤の色でカラー表示される（ステップＳ１２）。
【００６３】
上記ＤＳＣ１６には、Ｂモード像演算部１４からＢモード像の輝度データも入力される。この場合、Ｂモード像の輝度データの表示は例えば白黒のＢモード像で表示されるので、このＢモード像の輝度データでＲ，Ｇ，Ｂプレーンメモリにそれぞれ同じ輝度で格納される。
【００６４】
そして、ＤＳＣ６から読み出された場合には、Ｂモード像はＲ、Ｇ、Ｂ信号として共通に出力され、白黒のＢモード像で表示される。
【００６５】
従って、モニタ５には白黒のＢモード像上に、血流情報部分が赤等の色でスーパインプーズ表示される。
【００６６】
このスーパインプーズ表示について補足説明すると、ＤＳＣ１６のＲ，Ｇ，ＢプレーンメモリにはＢモード像の輝度データが直交座標形式で格納される。これに対して、上記血流情報データであると判断されたしきい値情報（例えば２値化した場合のＨｉｇｈレベル）により、ＤＳＣ１６のＲ，Ｇ，ＢプレーンメモリにおけるＲプレーンメモリには血流情報データの振幅値が、Ｇ、Ｂプレーンメモリには０のデータが直交座標形式でオーバライト格納される。
【００６７】
従って、このＤＳＣ１６のＲ，Ｇ，Ｂプレーンメモリから読み出されたデータをモニタ５で表示すると上記のように白黒のＢモード像上に、血流情報部分が赤等の色でスーパインプーズ表示されるようになる。
【００６８】
［付記］
１．所定の時間間隔で同一の音線方向に対する複数回の超音波送受信を行って複数の超音波データを得る超音波データ収集ステップと、
前記超音波データ収集ステップで得られた複数の超音波データの中から同一の深さに対応するデータを得るデータ抽出ステップと、
前記データ抽出ステップで得られた同一の深さに対応するデータを所定のフィルタに入力し、血流などの運動反射体からのエコーデータを抽出するフィルタリングステップと、
前記フィルタリングステップで抽出された血流などの運動反射体からのエコーデータを、所定時間遅延させた場合の自己相関の振幅値を得る振幅値取得ステップと、
前記振幅値取得ステップで得られた振幅値を所定の色相の輝度に対応させるカラー化ステップと、
を備えたことを特徴とする超音波診断装置のデータ処理方法。
【００６９】
２．請求項１又は２において、前記カラー化ステップは前記振幅値を前記所定の色相の輝度に対応させる処理を行う場合、前記振幅値からさらにその平均値を求め、その平均値に対して、前記所定の色相の輝度に対応させる処理を行う。
【００７０】
３．請求項１又は２において、前記振幅値取得ステップは前記所定時間遅延させた場合の自己相関の振幅値を得る処理により、位相がランダムなランダムノイズを抑圧する。
【００７１】
４．請求項１又は２において、前記振幅値取得ステップは前記所定時間遅延させた場合の自己相関の振幅値を得る処理により、定常的な動きの運動部位からのデータによる自己相関の振幅値に対して位相がランダムなランダムノイズを抑圧する。
【００７２】
【発明の効果】
以上説明したように本発明によれば、所定の時間間隔で同一の音線方向に対する複数回の超音波送受信を行って複数の超音波データを得る超音波送受信手段により得られた複数の超音波データの中から同一の深さに対応するデータを得るデータ抽出ステップと、
前記データ抽出ステップで得られた同一の深さに対応するデータを所定の特性を有するフィルタ手段に入力し、体内の運動部位からのエコーデータを抽出するフィルタリングステップと、
前記フィルタリングステップで得られた前記体内の運動部位からのエコーデータを、所定時間遅延させた場合の自己相関の振幅値を得る振幅値取得ステップと、
前記振幅値取得ステップで得られた振幅値を所定の色相の輝度に対応させるカラー化ステップと、
を備えているので、自己相関の振幅値を得る振幅値取得ステップによりホワイトノイズの影響を抑制して血流等の運動部位をカラー化して表示できる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明のデータ処理方法を行う機能を備えた超音波診断装置の全体構成を示すブロック図。
【図２】自己相関演算器の動作説明のタイミング図。
【図３】本実施の形態により自己相関の振幅値により血流成分とノイズとが識別される様子を示す図。
【図４】本実施の形態におけるデータ処理の内容を示すフローチャ−ト図。
【符号の説明】
１…超音波診断装置
２…超音波振動子
３…超音波探触子
４…超音波観測装置
５…モニタ
６…生体
７…超音波送受信部
８…外部入力部
１０…Ａ／Ｄ変換器
１１…直交変換器
１２…遅延器
１３ａ、１３ｂ…ＭＴＩフィルタ
１４…Ｂモード演算部
１５…自己相関演算部
１６…ＤＳＣ
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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