图像解析装置

技术领域

本发明的实施方式涉及图像解析装置。

背景技术

以往，在超声波诊断装置中，进行与各种目的对应的成像方法。例如，在超声波诊断装置中，进行被称作对比谐波成像(CHI：Contrast Harmonic Imaging)的造影回波法。在CHI中，例如在心脏或肝脏等的检查中，从静脉注入造影剂而进行图像化。

在通过CHI得到的造影图像中，主要描绘被检体内的血管。但是，在造影图像中，有时也会描绘出从血管漏出、补充到库普弗(kupffer)细胞中等滞留在组织中的造影剂。

现有技术文献

专利文献

专利文献1：国际公开第2014/115782号

专利文献2：日本特开2009－119134号公报

专利文献3：日本特开2018－015155号公报

发明内容

发明要解决的课题

本发明的目的是提供一种能够进行造影剂的滞留部位的解析的图像解析装置。

用来解决课题的手段

有关技术方案的超声波诊断装置具备造影图像生成部、血流图像生成部和输出控制部。造影图像生成部基于从被给予了造影剂的被检体收集到的造影信号，生成造影图像数据。血流图像生成部基于通过对上述造影信号进行滤波处理而估算出的血流信号，生成血流图像数据。输出控制部，基于上述造影图像数据及上述血流图像数据，输出表示关注区域中的上述造影剂滞留的区域的信息。

附图说明

图1是表示有关第1实施方式的超声波诊断装置的结构例的框图。

图2是用来说明有关第1实施方式的第1超声波扫描及第2超声波扫描的一例的图。

图3是用来说明有关第1实施方式的第1超声波扫描及第2超声波扫描的一例的图。

图4是用来说明在第1实施方式中使用相位调制法的情况下的一例的图。

图5是用来说明在第1实施方式中使用振幅调制法的情况下的一例的图。

图6是用来说明有关第1实施方式的第1超声波扫描的一例的图。

图7是用来说明有关第1实施方式的确定功能的处理的图。

图8是用来说明有关第1实施方式的确定功能的处理的图。

图9是用来说明有关第1实施方式的输出控制功能的处理的图。

图10是用来说明有关第1实施方式的输出控制功能的处理的图。

图11是用来说明有关第1实施方式的输出控制功能的处理的图。

图12是表示有关第1实施方式的超声波诊断装置的处理步骤的流程图。

图13是表示有关第1实施方式的组织图像生成处理的处理步骤的流程图。

图14是表示有关第1实施方式的造影图像生成处理的处理步骤的流程图。

图15是表示有关第1实施方式的血流图像生成处理的处理步骤的流程图。

图16是用来说明有关第2实施方式的处理电路的处理的图。

图17是表示有关其他实施方式的医用信息处理装置的结构例的框图。

具体实施方式

以下，参照附图说明有关实施方式的图像解析装置。另外，实施方式并不限于以下的实施方式。此外，在一个实施方式中记载的内容原则上对于其他实施方式也同样能够应用。

(第1实施方式)

图1是表示有关第1实施方式的超声波诊断装置1的结构例的框图。如在图1中例示那样，有关第1实施方式的超声波诊断装置1具有装置主体100、超声波探头101、输入装置102和显示器103。

超声波探头101具有例如压电振子等的多个元件。这些多个元件基于从装置主体100具有的收发电路110的发送电路111供给的驱动信号产生超声波。此外，超声波探头101将来自被检体P的反射波接收并变换为电信号。此外，超声波探头101例如具有设在压电振子上的匹配层、和防止从压电振子向后方传播超声波的衬垫材等。另外，超声波探头101与装置主体100拆装自如地连接。

如果从超声波探头101向被检体P发送超声波，则发送来的超声波通过被检体P的体内组织的声阻抗的不连续面而被依次反射，作为反射波信号被超声波探头101具有的多个元件接收。接收到的反射波信号的振幅依存于将超声波反射的不连续面的声阻抗的差。另外，发送的超声波脉冲被移动中的血流或心脏壁等的表面反射的情况下的反射波信号通过多普勒效应，依存于移动体的相对于超声波发送方向的速度成分而产生频移。并且，超声波探头101将反射波信号向后述的收发电路110的接收电路112输出。

超声波探头101与装置主体100可拆装地设置。在进行被检体P内的二维区域的扫描(二维扫描)的情况下，操作者例如将以一列配置有多个压电振子的1D阵列探头作为超声波探头101连接到装置主体100上。1D阵列探头是线型超声波探头、凸面型超声波探头、扇型超声波探头等。此外，在进行被检体P内的三维区域的扫描(三维扫描)的情况下，操作者例如将机械4D探头或2D阵列探头作为超声波探头101与装置主体100连接。机械4D探头能够使用如1D阵列探头那样以一列排列的多个压电振子进行二维扫描，并且通过使多个压电振子以规定的角度(摆动角度)摆动，能够进行三维扫描。此外，2D阵列探头能够通过以矩阵状配置的多个压电振子进行三维扫描，并且通过将超声波聚束并发送，能够进行二维扫描。

输入装置102例如通过鼠标、键盘、按钮、面板开关、触摸屏、脚开关、跟踪球、操纵杆等的输入机构实现。输入装置102受理来自超声波诊断装置1的操作者的各种设定请求，将所受理的各种设定请求向装置主体100转送。

显示器103例如显示用于超声波诊断装置1的操作者使用输入装置102输入各种设定请求的GUI(Graphical User Interface：图形用户界面)，或显示由在装置主体100中生成的超声波图像数据表示的超声波图像等。显示器103由液晶监视器或CRT(Cathode RayTube：阴极射线管)监视器等实现。

装置主体100基于超声波探头101接收到的反射波信号，生成超声波图像数据。另外，超声波图像数据是图像数据的一例。装置主体100能够基于超声波探头101接收到的与被检体P的二维区域对应的反射波数据，生成二维的超声波图像数据。此外，装置主体100能够基于超声波探头101接收到的与被检体P的三维区域对应的反射波数据，生成三维的超声波图像数据。

如图1所示，装置主体100具有收发电路110、缓冲存储器120、B模式(B mode)处理电路130、多普勒处理电路140、存储电路150和处理电路160。

收发电路110受到处理电路160的控制，从超声波探头101发送超声波，并使超声波探头101接收超声波(超声波的反射波)。即，收发电路110经由超声波探头101执行超声波扫描(scan)。收发电路110是收发部的一例。收发电路110具有发送电路111和接收电路112。

发送电路111受到处理电路160的控制，从超声波探头101发送超声波。发送电路111具有速度脉冲发生电路、发送延迟电路和发送脉冲器，向超声波探头101供给驱动信号。发送电路111在将被检体P内的二维区域扫描(scan)的情况下，从超声波探头101发送用来将二维区域扫描的超声波束。此外，发送电路111在将被检体P内的三维区域扫描的情况下，从超声波探头101发送用来将三维区域扫描的超声波束。

速度脉冲发生电路以规定的速度频率(PRF：Pulse Repetition Frequency：脉冲重复频率)，反复产生用来形成发送超声波(发送束)的速度脉冲。通过速度脉冲经由发送延迟电路，在具有不同的发送延迟时间的状态下向发送脉冲器施加电压。例如，发送延迟电路对由速度脉冲发生电路产生的各速度脉冲赋予为了将从超声波探头101产生的超声波聚束为束状、决定发送指向性所需要的各个压电振子的发送延迟时间。发送脉冲器在基于该速度脉冲的定时，向超声波探头101施加驱动信号(驱动脉冲)。另外，发送延迟电路通过使对各速度脉冲赋予的发送延迟时间变化，任意地调整从压电振子面的超声波的发送方向。

驱动脉冲在从发送脉冲器经由线缆传递到超声波探头101内的压电振子之后，在压电振子中被从电信号变换为机械振动。通过该机械振动产生的超声波向生物体内部发送。这里，按照每个压电振子具有不同的发送延迟时间的超声波被聚束，向规定方向传输。

另外，发送电路111受到处理电路160的控制，为了执行规定的扫描步骤，具有能够瞬间地变更发送频率、发送驱动电压等的功能。特别是，发送驱动电压的变更由能够瞬间切换其值的线性放大器型的发送电路或将多个电源单元电气地切换的机构实现。

由超声波探头101发送的超声波的反射波在到达超声波探头101内部的压电振子之后，在压电振子中被从机械振动变换为电信号(反射波信号)，向接收电路112输入。接收电路112具有前置放大器、A/D(Analog to Digital：模数)变换器和正交检波电路等，对超声波探头101接收到的反射波信号进行各种处理而生成反射波数据。并且，接收电路112将所生成的反射波数据向缓冲存储器120保存。

前置放大器将反射波信号按照每个信道放大而进行增益调整(增益修正)。A/D变换器通过对增益修正后的反射波信号进行A/D变换，将增益修正后的反射波信号变换为数字信号。正交检波电路将被A/D变换后的反射波信号变换为基带频带的同相信号(I信号，I：In－phase)和正交信号(Q信号，Q：Quadrature－phase)。并且，正交检波电路将I信号及Q信号(IQ信号)作为反射波数据向缓冲存储器120保存。

接收电路112根据超声波探头101接收到的二维的反射波信号，生成二维的反射波数据。此外，接收电路112根据超声波探头101接收到的三维的反射波信号，生成三维的反射波数据。

这里，有关本实施方式的超声波诊断装置1显示表示血流信息的血流图像、由造影剂描绘出微细的毛细血管等的组织灌流的造影图像、以及表示组织形状的组织图像。另外，血流图像是由作为血流图像数据的彩色多普勒图像数据表示的图像。此外，造影图像是由作为造影图像数据的B模式图像数据表示的图像。此外，组织图像是由作为组织图像数据的B模式图像数据表示的图像。

并且，为了进行该显示，收发电路110以多普勒模式执行用来收集血流图像数据的超声波扫描(第1超声波扫描)，并且以B模式执行用来收集组织图像数据及造影图像数据的超声波扫描(第2超声波扫描)。第1超声波扫描是对于被注入了造影剂的被检体P内的区域(第1扫描区域)的超声波扫描，是取得第1扫描区域内的血流信息的超声波扫描。第2超声波扫描是取得被检体P内的区域(第2扫描区域)内的组织形状的信息、以及关于微细的毛细血管等的组织灌流的信息的超声波扫描。

即，收发电路110当收集组织图像数据及造影图像数据时，不是分别进行用来收集组织图像的超声波扫描及用来收集造影图像的超声波扫描的，而是执行1个第2超声波扫描。即，仅通过收发电路110执行第1超声波扫描及第2超声波扫描的两种超声波扫描，超声波诊断装置1就能够收集血流图像、组织图像及造影图像的3种图像。

第1扫描区域和第2扫描区域只要至少在一部分重叠就可以。既可以是第1扫描区域的范围和第2扫描区域的范围是相同的范围，也可以是第1扫描区域的范围比第2扫描区域的范围小，也可以是第2扫描区域的范围比第1扫描区域的范围小。

缓冲存储器120是将由收发电路110生成的反射波数据暂时存储的存储器。例如，缓冲存储器120存储几帧量的反射波数据或几卷(volume)量的反射波数据。例如，缓冲存储器120通过接收电路112的控制，存储规定数量的帧的反射波数据。并且，缓冲存储器120在存储了规定数量的帧的反射波数据的状态下，在由接收电路112新生成了1帧量的反射波数据的情况下，受接收电路112的控制，将生成的时间最早的1帧量的反射波数据丢弃，将新生成的1帧量的反射波数据存储。例如，缓冲存储器120由RAM(Random Access Memory)、闪存存储器等的半导体存储器元件实现。

B模式处理电路130及多普勒处理电路140是从缓冲存储器120将反射波数据读出、对所读出的反射波数据进行各种信号处理的信号处理部。

B模式处理电路130对从缓冲存储器120读出的反射波数据进行对数放大及包络线检波处理等，生成将每个样本点的信号强度(振幅强度)用亮度的明亮程度表现的数据(B模式数据)。B模式处理电路130将所生成的B模式数据向处理电路160输出。B模式处理电路130例如由处理器实现。

另外，B模式处理电路130通过使检波频率变化，能够改变影像化的频率频带。通过使用该B模式处理电路130的功能，有关第1实施方式的超声波诊断装置1能够执行将来自造影剂的非线性信号影像化的对比谐波成像(CHI：Contrast Harmonic Imaging)。例如，B模式处理电路130能够生成作为造影图像数据的来源的B模式数据(第2B模式数据)。关于有关第1实施方式的B模式处理电路130进行的具体的处理，在后面详细叙述。

多普勒处理电路140通过对从缓冲存储器120读出的反射波数据进行频率解析，提取基于多普勒效应的移动体(血流或组织、造影剂回波成分等)的运动信息，生成表示提取出的运动信息的数据(多普勒数据)。例如，多普勒处理电路140作为移动体的运动信息，跨越多点提取平均速度、平均方差值及平均强度值等，生成表示提取出的移动体的运动信息的多普勒数据。多普勒处理电路140将所生成的多普勒数据向处理电路160输出。

使用上述的多普勒处理电路140的功能，有关第1实施方式的超声波诊断装置1能够执行也被称作彩色流映射(CFM：Color Flow Mapping)法的彩色多普勒法。在彩色流映射法中，在多个扫描线上进行多次超声波的收发。并且，在彩色流映射法中，通过对相同位置的数据列施以MTI(Moving Target Indicator：动目标指示)滤波，从相同位置的数据列中，抑制来源于静止的组织、或抑制来源于运动缓慢的组织的信号(杂波信号)，而提取来源于血流的信号。并且，在彩色流映射法中，根据该血流信号来估算血流的速度、血流的方差、血流的强度等的血流信息。后述的处理电路160生成将血流信息的估算结果的分布例如以二维进行彩色显示的超声波图像数据(血流图像数据：彩色多普勒图像数据)。并且，显示器103显示血流图像数据表示的血流图像。

有关本实施方式的多普勒处理电路140作为MTI滤波器而具备根据输入信号使系数变化的自适应MTI滤波器。例如，多普勒处理电路140作为自适应MTI滤波器而使用被称作“Eigenvector Regression Filter(特征矢量回归滤波器)”的滤波器。以下，将作为使用固有矢量的自适应MTI滤波器的“Eigenvector Regression Filter”记作“固有矢量型MTI滤波器”。

固有矢量型MTI滤波器根据相关矩阵计算固有矢量，根据计算出的固有矢量计算在杂波成分抑制处理中使用的系数。该方法应用了主成分分析、或卡洛南－洛伊变换(Karhunen－Loeve transform)、在固有空间法中使用的方法。

使用固有矢量型MTI滤波器的有关第1实施方式的多普勒处理电路140根据相同位置(相同样本点)的连续的反射波数据的数据列，计算第1扫描区域的相关矩阵。并且，多普勒处理电路140计算相关矩阵的固有值及与该固有值对应的固有矢量。并且，多普勒处理电路140计算基于各固有值的大小将排列着各固有矢量的矩阵的秩减小的矩阵，作为抑制杂波成分的滤波矩阵。

并且，多普勒处理电路140使用滤波矩阵，根据相同位置(相同样本点)的连续的反射波数据的数据列，确定杂波成分被抑制、提取了来源于血流的血流信号的数据列。并且，多普勒处理电路140进行使用所确定的数据列的自相关运算等的运算，估算血流信息。并且，多普勒处理电路140将表示估算出的血流信息的多普勒数据向处理电路160输出。另外，关于有关第1实施方式的多普勒处理电路140进行的具体的处理在后面详细叙述。多普勒处理电路140例如由处理器实现。多普勒处理电路140是血流信息取得部的一例。

B模式处理电路130及多普勒处理电路140能够对二维的反射波数据及三维的反射波数据的两者进行处理。

存储电路150存储用来进行超声波收发、图像处理及显示处理的控制程序、诊断信息(例如，患者ID、医生的见解等)、诊断协议及各种身体标记等的各种数据。例如，存储电路150由RAM、闪存存储器等的半导体存储器元件、硬盘或光盘实现。

例如，存储电路150存储由处理电路160生成的各种图像数据。此外，存储电路150还存储由B模式处理电路130及多普勒处理电路140生成的数据。存储电路150存储的B模式数据及多普勒数据例如可以在诊断之后由操作者调出，经由处理电路160而成为显示用的超声波图像数据。

处理电路160对超声波诊断装置1的处理整体进行控制。具体而言，处理电路160基于经由输入装置102从操作者输入的各种设定请求、及从存储电路150读入的各种控制程序及各种数据，对发送电路110、B模式处理电路130及多普勒处理电路140的处理进行控制。此外，处理电路160对显示器103进行控制，以显示由存储在存储电路150中的显示用的超声波图像数据表示的超声波图像。处理电路160例如由处理器实现。超声波图像是图像的一例。

此外，处理电路160通过经由收发电路110对超声波探头101进行控制，进行超声波扫描的控制。例如，处理电路160进行上述的第1超声波扫描及第2超声波扫描的控制。

处理电路160根据B模式处理电路130及多普勒处理电路140输出的数据生成超声波图像数据。处理电路160根据B模式处理电路130生成的二维的B模式数据，生成将反射波的强度用亮度表示的二维B模式图像数据。此外，处理电路160根据多普勒处理电路140生成的二维的多普勒数据，生成将血流信息影像化的二维多普勒图像数据。二维多普勒图像数据是速度图像数据、方差图像数据、强度图像数据或将它们组合的图像数据。处理电路160根据作为血流信息的多普勒数据，生成将血流信息用彩色显示的血流图像数据，或生成将1个血流信息用灰度等级显示的血流图像数据，作为多普勒图像数据。处理电路160由处理器实现。

这里，处理电路160通常将超声波扫描的扫描线信号列变换(扫描转换)为以电视等为代表的视频格式的扫描线信号列，生成显示用的超声波图像数据。例如，处理电路160通过根据超声波探头101的超声波的扫描形态进行坐标变换，生成显示用的超声波图像数据。此外，处理电路160在扫描转换以外，作为各种图像处理，例如使用扫描转换后的多个图像帧，进行重建亮度的平均值图像的图像处理(平滑化处理)、或在图像内使用微分滤波的图像处理(边缘强调处理)等。此外，处理电路160对超声波图像数据合成各种参数的字符信息、刻度、身体标记等。

进而，处理电路160通过对由B模式处理电路130生成的三维的B模式数据进行坐标变换，生成三维B模式图像数据。此外，处理电路160通过对由多普勒处理电路140生成的三维的多普勒数据进行坐标变换，生成三维多普勒图像数据。即，处理电路160生成“三维的B模式图像数据及三维多普勒图像数据”作为“三维超声波图像数据(体数据)”。并且，处理电路160为了生成用来将体数据用显示器103显示的各种二维图像数据，对体数据进行各种各样的绘制处理。

作为处理电路160进行的绘制处理，例如有进行截面重建法(MPR：Multi PlanerReconstruction：多平面重建)而根据体数据生成MPR图像数据的处理。此外，作为处理电路160进行的绘制处理，例如有生成反映了三维的信息的二维图像数据的体绘制(VR：VolumeRendering)处理。处理电路160是图像生成部的一例。

B模式数据及多普勒数据是扫描转换处理前的超声波图像数据，处理电路160生成的数据是扫描转换处理后的显示用的超声波图像数据。另外，B模式数据及多普勒数据也被称作原始数据(Raw Data)。

在上述说明中使用的“处理器”的词语，例如是指CPU(Central ProcessingUnit)、GPU(Graphics Processing Unit)、面向特定用途的集成电路(ApplicationSpecific Integrated Circuit：ASIC)、或者可编程逻辑器件(例如，简单可编程逻辑器件(Simple Programmable Logic Device：SPLD)、复合可编程逻辑器件(ComplexProgrammable Logic Device：CPLD)或现场可编程门阵列(Field Programmable GateArray：FPGA))等的电路。处理器通过将保存在存储电路150中的程序读出并执行而实现功能。另外，也可以代替向存储电路150中保存程序，而构成为向处理器的电路内直接装入程序。在此情况下，处理器通过将装入在电路内的程序读出并执行而实现功能。另外，本实施方式的各处理器并不限于按照处理器构成为单一的电路的情况，也可以将多个独立的电路组合而构成1个处理器来实现其功能。进而，也可以将图1中的多个构成要素向1个处理器合并而实现其功能。

以上，对有关第1实施方式的超声波诊断装置1的整体结构进行了说明。

但是，在对比谐波成像(CHI：Contrast Harmonic Imaging)中，有造影剂从血管漏出而滞留在组织中的情况。在造影剂的滞留部位，基于目视的造影剂流动的部位(即血管)的识别变得困难，所以血流动态变得难以掌握。此外，有将肿瘤中的造影剂的滞留部位的均匀性用于在乳房中发生的肿瘤的良恶性判别的情况。

所以，有关第1实施方式的超声波诊断装置1为了进行造影剂的滞留部位的解析，执行以下的处理功能。即，在超声波诊断装置1中，处理电路160执行组织图像生成功能161、造影图像生成功能162、血流图像生成功能163、确定功能164和输出控制功能165。另外，组织图像生成功能161是组织图像生成部的一例。此外，造影图像生成功能162是造影图像生成部的一例。此外，血流图像生成功能163是血流图像生成部的一例。此外，确定功能164是确定部的一例。此外，输出控制功能165是输出控制部的一例。

有关第1实施方式的组织图像生成功能161、造影图像生成功能162及血流图像生成功能163基于通过由收发电路110执行的超声波扫描收集的信号，生成各种超声波图像数据。

收发电路110经由超声波探头101，执行交替地执行第1超声波扫描及第2超声波扫描的复合超声波扫描。此外，第1超声波扫描的扫描形态是将由多个扫描线形成的第1扫描区域中的超声波收发用各扫描线进行1次的扫描形态。通过该扫描形态，能够使帧速率提高。以下，将上述的第1超声波扫描记作“高帧速率用超声波扫描”，将通过“高帧速率用超声波扫描”进行的CFM法记作“高帧速率法”。

这里，在通常的彩色多普勒法中，将超声波收发在相同方向上进行多次，从由此接收到的信号中提取血流信号。将通过该超声波收发得到的来自相同位置的反射波信号(反射波数据)的数据列称作包(packet)。包尺寸为为了得到1帧的血流信息而在相同方向上进行的超声波收发的次数。通常的彩色多普勒法中的包尺寸是5至16左右。固有矢量型MTI滤波器的性能在包尺寸较大时提高，但如果使包尺寸变大，则帧速率下降。

另一方面，在高帧速率法中，能够对于各帧的相同位置的数据列在帧方向(时间方向)上进行处理。例如，在高帧速率法中，能够将MTI滤波处理设为对于从包这样的有限长的数据处理到无限长的数据的处理。结果，通过高帧速率法，能够使MTI滤波器的性能提高，结果，还能够检测关于低流速的血流的血流信息，此外，能够以较高的帧速率显示表示血流信息的血流图像。

有关第1实施方式的处理电路160与通过高帧速率用超声波扫描进行的第1超声波扫描一起，以以下说明的扫描形态执行第2超声波扫描。

处理电路160将第2扫描区域划分为多个划分区域，在第1超声波扫描之间以时间分割方式使超声波探头1执行对于多个划分区域各自的第2超声波扫描。即，收发电路110经由超声波探头101交替地执行第1超声波扫描、以及对将第2扫描区域划分出的多个划分区域各自的第2超声波扫描。因而，在第1实施方式中，收发电路110在第1超声波扫描的期间中执行第2超声波扫描，在进行几帧量的第1超声波扫描的期间中使1帧量的第2超声波扫描完成。通过这样的扫描形态，有关第1实施方式的超声波诊断装置1能够在第1超声波扫描和第2超声波扫描中独立地设定超声波收发条件(画质条件)。

对第1超声波扫描及第2超声波扫描进行说明。图2及图3是用来说明有关第1实施方式的第1超声波扫描及第2超声波扫描的一例的图。如图2所示，处理电路160基于来自操作者的指示及初始设定的信息等，将第2扫描区域划分为4个划分区域(第1划分区域～第4划分区域)。图2所示的“C”，表示使用B模式下的对比谐波成像用的收发条件进行第2超声波扫描的划分区域。划分区域至少由1个扫描线形成。

例如，在本实施方式中，在第2超声波扫描中也可以使用相位调制法(PM：PhaseModulation)。相位调制法例如是用构成扫描范围的各扫描线发送相位不同的两种超声波、将基于两种超声波各自的反射波的反射波数据相加的方法。在本实施方式中，在使用相位调制法的情况下，收发电路110用构成划分区域的各扫描线发送相位不同的两种超声波，B模式处理电路130将基于两种超声波各自的反射波的反射波数据相加。在使用相位调制法的情况下，第2超声波扫描包括相位不同的两种超声波各自的收发。

另外，在第2超声波扫描中也可以使用振幅调制法(AM：Amplitude Modulation)。振幅调制法例如是用构成扫描范围的各扫描线发送在相同的相位下振幅的比率被调制为“1：2：1”的3个超声波、对基于3个超声波各自的反射波的反射波数据进行加减法处理的方法。在本实施方式中，在使用振幅调制法的情况下，收发电路110用构成划分区域的各扫描线依次发送振幅是“0.5”的超声波、振幅是“1”的超声波、以及振幅是“0.5”的超声波。即，收发电路110发送振幅不同的两种超声波。并且，B模式处理电路130对基于3个超声波(两种超声波)各自的反射波的反射波数据进行加减法处理。在使用振幅调制法的情况下，第2超声波扫描包括振幅不同的两种超声波各自的收发。

在第2超声波扫描中，关于使用相位调制法及振幅调制法的哪个，由操作者进行选择。例如，相位调制法由于发送超声波的频率比较高，所以能得到空间分辨率比较高的超声波图像，另一方面，有穿透性(penetration)不好的特性。另一方面，振幅调制法由于发送超声波的频率比较低，所以穿透性良好，另一方面，有超声波图像的空间分辨率比较低的特性。操作者考虑这样的特性，对输入装置102进行操作，选择相位调制法或振幅调制法的某个。

例如，在由操作者选择了相位调制法的情况下，处理电路160将表示相位调制法的信息“0”保存到存储电路150的全存储区域中的规定区域中。此外，在由操作者选择了振幅调制法的情况下，将表示振幅调制法的信息“1”保存到存储电路150的规定区域中。并且，处理电路160在执行第2超声波扫描时，参照存储电路150的规定区域。在参照的结果得到的信息表示“0”的情况下，处理电路160对收发电路110及B模式处理电路130进行控制，以执行使用上述相位调制法的处理。另一方面，在参照的结果得到的信息表示“1”的情况下，处理电路160对收发电路110及B模式处理电路130进行控制，以执行使用上述振幅调制法的处理。

此外，图2所示的“D”表示使用彩色多普勒模式用的收发条件进行第1超声波扫描的第1扫描区域。例如，图2所示的“D”为通过上述的高帧速率法进行的超声波扫描被执行的范围。即，第1超声波扫描不是如通常的彩色多普勒法那样，将超声波向相同方向发送多次并将反射波接收多次，而是用各扫描线进行1次超声波收发。通过收发电路110作为第1超声波扫描而用形成第1扫描区域的多个扫描线分别进行各1次超声波收发，执行使用多帧量的反射波取得血流信息的方法(高帧速率法)的超声波扫描。

如图2所示，首先，收发电路110执行对于第1划分区域的第2超声波扫描(步骤S1)，执行对于第1扫描区域(1帧量)的第1超声波扫描(步骤S2)。并且，收发电路110执行对于第2划分区域的第2超声波扫描(步骤S3)，执行对于第1扫描区域的第1超声波扫描(步骤S4)。并且，收发电路110执行对于第3划分区域的第2超声波扫描(步骤S5)，执行对于第1扫描区域的第1超声波扫描(步骤S6)。并且，收发电路110执行对于第4划分区域的第2超声波扫描(步骤S7)，执行对于第1扫描区域的第1超声波扫描(步骤S8)，向步骤S1返回。

这里，如在图2中例示那样，控制由收发电路110进行的第1超声波扫描的处理电路160将进行第1超声波扫描的间隔设为等间隔。即，第1扫描区域的“某个扫描线”上的“点X”用图2的步骤S2、S4、S6及S8的第1超声波扫描被各扫描1次，但进行控制，以使其扫描间隔成为一定的“T”。例如，处理电路160将第2超声波扫描所需要的时间设为相同，将进行第1超声波扫描的间隔设为等间隔。例如，处理电路160控制在图2的步骤S1、S3、S5及S7中进行的第2超声波扫描所需要的时间，以使其成为相同的时间。处理电路160将划分了第2扫描区域的各划分区域的大小、扫描线数、扫描线密度及深度等设为相同。例如，如果扫描线数相同，则第2超声波扫描所需要的时间成为相同。多普勒处理电路140对第1扫描区域的帧间的相同位置的数据列(图2所示的“X

在以往的彩色多普勒的处理中，对于在包内封闭的数据列，进行“MTI滤波处理”及“速度－方差－强度估算处理”。因此，在以往的彩色多普勒的处理中，仅用1个包不能输出1个血流信息。与此相对，在以高帧速率法的扫描形态进行的彩色多普勒的处理中，在扫描自身中没有包的概念。因此，在以上述的扫描形态进行的彩色多普勒的处理中，在用来将1个血流信息输出的处理中使用的数据列的数据长能够任意地变更。

进而，在以上述的扫描形态进行的彩色多普勒的处理中，能够使在用来输出之前的时相的血流信息的处理中使用的数据列与在用来输出下个时相的血流信息的处理中使用的数据列重复。

使用图3对这一点进行说明。在图3中，例示了第1扫描区域和第2扫描区域是相同的扫描范围、该扫描范围由第1扫描线至第8扫描线的8条扫描线形成的情况。此外，在图3中，将8条扫描线分别沿着方位方向(超声波探头1的振子的排列方向)表示为“1、2、3、4、5、6、7、8”。此外，在图3中，将第2超声波扫描用涂黑的矩形表示，将第1超声波扫描用中空的矩形表示。图3是例示了将图2所示的扫描范围用在第1实施方式中进行的扫描形态扫描的情况的图。具体而言，在图3中，表示了图2所示的第1扫描区域由8条扫描线形成、将作为与第1扫描区域相同的区域的第2扫描区域划分为4个的划分区域由2条扫描线形成的情况。

在图3所例示的扫描中，以从第1扫描线到第2扫描线的顺序进行第2超声波扫描。在进行了第2扫描线的第2超声波扫描之后，以从第1扫描线到第8扫描线的顺序进行第1超声波扫描(第1次的第1超声波扫描)。

并且，在进行第1次的第1超声波扫描之后，以从第3扫描线到第4扫描线的顺序进行第2超声波扫描。在进行第4扫描线的第2超声波扫描之后，再次以从第1扫描线到第8扫描线的顺序进行第1超声波扫描(第2次的第1超声波扫描)。

并且，在以从第5扫描线到第6扫描线的顺序进行第2超声波扫描之后，再次以从第1扫描线到第8扫描线的顺序进行第1超声波扫描(第3次的第1超声波扫描)。

并且，在以从第7扫描线到第8扫描线的顺序进行第2超声波扫描之后，再次以从第1扫描线到第8扫描线的顺序进行第1超声波扫描(第4次的第1超声波扫描)。关于第4次的第1超声波扫描以后也同样，交替地执行第2超声波扫描和第1超声波扫描。即，在第1实施方式中，收发电路110交替地执行对于第1扫描区域的第1超声波扫描、以及对于第2扫描区域的一部分(划分区域)的第2超声波扫描。

这里，例如对数据列的数据长被设定为“4”、显示的帧间的数据列的重复数被设定为“3”的情况进行说明。在此情况下，多普勒处理电路140根据从第1次的第1超声波扫描到第4次的第1超声波扫描被收集到的反射波数据，生成第1帧用的多普勒数据。即，多普勒处理电路140根据通过与数据列的数据长“4”对应的4次的第1超声波扫描收集到的反射波数据，生成第1帧用的多普勒数据。该多普勒数据是作为血流图像数据的来源的数据。并且，处理电路160根据第1帧用的多普勒数据，生成第1帧的血流图像数据。并且，处理电路160使显示器103显示第1帧的血流图像数据表示的第1帧的血流图像。

接着，多普勒处理电路140根据从第2次的第1超声波扫描到第5次的第1超声波扫描收集到的反射波数据，生成第2帧用的多普勒数据。这里，从第2次的第1超声波扫描到第5次的第1超声波扫描收集到的反射波数据和从上述的第1次的第1超声波扫描到第4次的第1超声波扫描收集到的反射波数据间，从第2次的第1超声波扫描到第4次的第1超声波收集到的反射波数据重复。即，反射波数据以相当于重复数“3”的数量重复。

并且，根据第2帧用的多普勒数据，生成第2帧的血流图像数据。并且，将第2帧的血流图像数据表示的第2帧的血流图像显示在显示器103上。同样，根据从第3次的第1超声波扫描到第6次的第1超声波扫描收集到的反射波数据，生成第3帧用的多普勒数据。即，如果将N设为正整数，则根据从第N次的第1超声波扫描到第(N+3)次的第1超声波扫描收集到的反射波数据，生成第N帧用的多普勒数据。

另外，1帧量的第2超声波扫描在图3所例示的情况下如果4帧量的第1超声波扫描结束则完成。在图3所例示的情况下，成为在显示血流图像的1帧的期间中、将第2扫描区域划分为4个的划分区域的图像(组织图像的一部分及造影图像的一部分)更新的显示形态。

接着，对在第2超声波扫描中使用相位调制法的情况下的一例进行说明。图4是用来说明在第1实施方式中使用相位调制法的情况下的一例的图。在使用相位调制法的情况下，收发电路110在相同的扫描线中，如图4所示，使超声波探头101发送极性相互不同的两种超声波11及超声波12。

并且，收发电路110生成基于超声波11的反射波的反射波数据、以及基于超声波12的反射波的反射波数据。并且，B模式处理电路140对基于超声波11的反射波的反射波数据施以包络线检波处理等，生成作为组织图像数据的来源的B模式数据(第1B模式数据)。此外，B模式处理电路140对于对基于超声波11的反射波的反射波数据加上基于超声波12的反射波的反射波数据后的数据，施以包络线检波处理等，生成作为造影图像数据的来源的B模式数据(第2B模式数据)。

并且，组织图像生成功能161基于第1B模式数据，生成表示组织图像51的一部分(划分区域)的组织图像数据。此外，造影图像生成功能162基于第2B模式数据，生成表示将来自造影剂的非线性信号影像化的造影图像52的一部分(划分区域)的造影图像数据。

接着，对使用在第2超声波扫描中可选择的振幅调制法的情况的一例进行说明。图5是用来说明在第1实施方式中使用振幅调制法的情况的一例的图。在使用振幅调制法的情况下，收发电路110在相同的扫描线中，例如如图5所示，依次发送振幅是“0.5”的超声波13a、振幅是“1”的超声波13b及振幅是“0.5”的超声波13c。即，收发电路110发送振幅是“0.5”的超声波13a、13c、以及振幅是“1”的超声波13b的两种超声波。

并且，B模式处理电路130对基于3个超声波(两种超声波)各自的反射波的反射波数据进行加减法处理。具体而言，如果设基于超声波13a的反射波的反射波数据为“R1”，设基于超声波13b的反射波的反射波数据为“R2”，设基于超声波13c的反射波的反射波数据为“R3”，则B模式处理电路130进行以下的处理。例如，B模式处理电路130对进行“R1－R2+R3”的加减法处理后的数据施以包络线检波处理等，生成作为造影图像数据的来源的B模式数据(第2B模式数据)。此外，B模式处理电路140对基于超声波13b的反射波的反射波数据“R2”施以包络线检波处理等，生成作为组织图像数据的来源的B模式数据(第1B模式数据)。

并且，组织图像生成功能161基于第1B模式数据，生成表示组织图像51的一部分(划分区域)的组织图像数据。此外，造影图像生成功能162基于第2B模式数据，生成表示将来自造影剂的非线性信号影像化的造影图像52的一部分(划分区域)的造影图像数据。

即，不论是使用相位调制法及振幅调制法的哪种的情况，都使用通过作为用来收集造影图像数据的扫描的第2超声波扫描收集到的反射波数据的一部分，生成组织图像数据。因而，根据本实施方式，仅通过执行1个第2超声波扫描，就能够收集造影图像及组织图像。

接着，对第1超声波扫描的一例进行说明。图6是用来对有关第1实施方式的第1超声波扫描的一例进行说明的图。

在第1超声波扫描中，收发电路110经由超声波探头101，用各扫描线仅进行1次超声波收发。具体而言，收发电路110作为第1超声波扫描，用形成第1扫描区域的多个扫描线分别发送各1次超声波14，将超声波14的反射波接收。并且，收发电路110按照每个扫描线，生成基于超声波14的反射波的反射波数据。并且，收发电路110将这样生成反射波数据的处理反复进行多帧的量。并且，多普勒处理电路140根据基于多帧量的超声波14的反射波的反射波数据，对血流信息进行估算。并且，多普勒处理电路140生成表示估算出的血流信息的多普勒数据。并且，处理电路160基于该多普勒数据，生成表示血流图像53的血流图像数据。

接着，对有关第1实施方式的生成MTI滤波矩阵的方法的一例进行说明。首先，多普勒处理电路140根据将对于由多个扫描线形成的第1扫描区域中的超声波收发用各扫描线进行1次的扫描形态反复多次而收集到的、相同位置的连续的反射波数据的数据列，计算扫描范围的相关矩阵。

具体而言，多普勒处理电路140通过以下所示的式(1)，计算相关矩阵“R

[数式1]

这里，式(1)所示的“x

这里，位置“m”是在进行高帧速率用超声波扫描的全空间中设定的样本点的位置。将位置“m”在二维扫描的情况下用二维坐标系表示，在三维扫描的情况下用三维坐标系表示。此外，式(1)所示的“M”是位置“m”的总数。

即，多普勒处理电路140通过式(1)，在多个样本点分别计算数据列的自相关矩阵，计算多个样本点各自的自相关矩阵的平均值。由此，多普勒处理电路140计算第1扫描区域的相关矩阵。相关矩阵“R

并且，多普勒处理电路140计算相关矩阵的固有值及与该固有值对应的固有矢量。即，多普勒处理电路140根据相关矩阵“R

[数式2]

这里，式(2)所示的“V

固有值较大的列矢量(固有矢量)对应于在多普勒用的扫描范围内、由多普勒效应带来的频移较小、即移动速度较低的杂波成分。换言之，帧方向(时间方向)上的信号变化的主成分与杂波成分对应。式(2)计算将矩阵“V”的秩从固有值较大者削减了秩削减数的量的成分的矩阵，对于该矩阵进行通过“V

这里，多普勒处理电路140例如根据预先设定的值或操作者指定的值，决定秩削减数的值。如以上这样，生成自适应MTI滤波器。即，多普勒处理电路140取得对于第1扫描区域内的各位置通过多次第1超声波扫掠收集到的数据列，基于该数据列生成自适应MTI滤波器，多普勒处理电路140通过向所生成的自适应MTI滤波器输入数据列而取得血流信息。并且，血流图像生成功能163基于由多普勒处理电路140取得的血流信息，生成血流图像数据。

这样，收发电路110执行从被检体P收集造影信号的第2超声波扫描(造影用超声波扫描)和收集血流信号的第1超声波扫描(血流用超声波扫描)。并且，组织图像生成功能161基于由第2超声波扫描收集到的信号，生成表示组织形状的组织图像数据。此外，造影图像生成功能162基于从被检体P收集到的作为谐波成分的信号的造影信号，生成造影图像数据。此外，血流图像生成功能163基于通过对从被检体P收集到的谐波成分的信号进行将帧方向上的信号变化的主成分除去的滤波处理而估算出的血流信号，生成血流图像数据。另外，造影图像数据是对扫描区域内的各位置(像素位置)分配了与造影信号对应的像素值的图像数据。另外，血流图像数据是对扫描区域内的各位置(像素位置)分配了与血流信号对应的像素值的图像数据。

换言之，造影图像生成功能162基于从被给予了造影剂的被检体收集到的造影信号，生成造影图像数据。此外，血流图像生成功能163基于通过对造影信号进行滤波处理而估算出的血流信号，生成血流图像数据。

另外，上述的说明只不过是一例，不由上述的说明限定。例如，在图3中，说明了第1扫描区域及第2扫描区域是相同的扫描范围的情况，但实施方式并不限定于此。例如，第1扫描区域及第2扫描区域只要至少一部分重叠就可以。即，收发电路110执行从被检体P的第1扫描区域收集造影信号的造影用超声波扫描、以及从至少一部分与第1扫描区域重叠的第2扫描区域收集血流信号的血流用超声波扫描。

确定功能164基于造影图像数据及血流图像数据，确定关注区域(Region OfInterest：ROI)中的具有造影信号且不具有血流信号的第1区域。例如，确定功能164通过造影图像数据与血流图像数据的差确定第1区域。此外，确定功能164确定具有造影信号及血流信号的第2区域。此外，确定功能164确定具有血流信号的区域中的具有比阈值大的血流速度的第3区域。此外，确定功能164确定具有血流信号的区域中的具有比阈值小的血流速度的第4区域。

使用图7及图8，说明有关第1实施方式的确定功能164的处理。图7及图8是用来说明有关第1实施方式的确定功能164的处理的图。在图7中，例示确定功能164确定第1区域及第2区域的情况下的处理。在图8中，例示确定功能164确定第3区域及第4区域的情况下的处理。另外，在图7及图8中，血流图像53表示设定在组织图像51的内侧的显示用ROI中的血流。为了图示的方便，在血流图像53中，通过均匀的阴影而图示了2条血管，但实际上优选的是分配与血流的方向及血流速度(流速)对应的颜色(像素值)。

在图7的上段，例示造影图像52和在组织图像51上叠加了血流图像53的叠加图像。这里，在组织图像51中例如描绘肿瘤的轮廓。确定功能164沿着描绘在组织图像51中的肿瘤的轮廓而设定解析用ROI54。另外，解析用ROI 54的设定既可以由操作者手动地进行，也可以利用分割(segmentation)处理等自动地进行。

并且，确定功能164使用在相同的时相收集到的造影图像数据及血流图像数据，执行确定处理。例如，确定功能164通过从造影图像数据减去血流图像数据，确定解析用ROI54中的具有造影信号且不具有血流信号的第1区域55。该区域在图7的下段被图示为中白的区域。

此外，确定功能164基于造影图像数据及血流图像数据，在解析用ROI54中确定具有造影信号且具有血流信号的第2区域56。该区域在图7的下段被图示为阴影的区域。

此外，确定功能164基于血流图像数据，确定解析用ROI54中的具有比第1阈值大的血流速度的第3区域。该第1阈值例如设定动脉的流速与静脉的流速之间的值。即，由确定功能164确定的第3区域表示动脉的位置。

此外，确定功能164例如基于血流图像数据，在解析用ROI54中确定具有比第2阈值小的血流速度的第4区域。该第2阈值例如设定动脉的流速与静脉的流速之间的值。即，由确定功能164确定的第4区域表示静脉的位置。另外，第2阈值既可以是与用来确定动脉的位置的第1阈值相同的值，也可以是不同的值。

这样，确定功能164基于相同时相的各种超声波图像数据，确定各种区域(第1区域、第2区域、第3区域及第4区域)。并且，确定功能164基于其他时相的各种超声波图像数据，确定该时相的第1区域、第2区域、第3区域及第4区域。由此，确定功能164对于全部的时相，确定第1区域、第2区域、第3区域及第4区域。

另外，上述的说明只不过是一例，不受上述的说明限定。例如，在图7及图8中，例示噪声及伪影(artifact)的影响很少的情况进行了说明，但在有噪声或伪影的影响的情况下，也可以设定阈值而确定具有规定范围内的像素值(强度值)的区域。例如，确定功能164为了将具有很高的像素值的像素排除，及/或为了将具有不到一定值的较低的像素值的像素排除，设定至少一个阈值，将噪声及伪影的影响除去后，执行上述的确定处理。

此外，例如在图7及图8中，说明了确定第1区域、第2区域、第3区域及第4区域的4个区域的情况，但实施方式并不限定于此。例如，确定功能164也可以对第1区域、第2区域、第3区域及第4区域中的至少一个任意的区域执行上述的确定处理。

此外，例如在上述的说明中，说明了对收集到超声波图像数据的全部时相执行确定处理的情况，但实施方式并不限定于此。例如，确定功能164也可以对任意地选择的一个以上的时相执行上述的确定处理。

此外，例如在图7及图8中，说明了通过对于图像数据的处理来确定各种区域的情况，但实施方式并不限定于此。例如，确定功能164也可以基于被变换为图像数据之前的信息(扫描区域中的各种信号的分布信息)来确定各种区域。换言之，确定功能164确定区域。

输出控制功能165输出关于所确定的第1区域的输出信息。例如，输出控制功能165作为输出信息，在造影图像数据、血流图像数据及组织图像数据中的至少一方上显示第1区域。

例如，输出控制功能165使显示器102显示由确定功能164确定的各种区域(第1区域、第2区域、第3区域及第4区域)。在此情况下，输出控制功能165使各种区域可与其他区域识别地显示。此外，优选的是对各区域分配与像素值(强度值)、或者血流的方向或血流速度(流速)对应的颜色(像素值)，但也可以仅显示各区域的框线。此外，优选的是将各区域叠加显示在组织图像51、造影图像52及血流图像53等的超声波图像上，但也可以作为仅描绘有各区域的图像而显示。

此外，例如输出控制功能165作为输出信息而显示表示各种区域(第1区域、第2区域、第3区域及第4区域)中的亮度值随着时间的变化的曲线图。此外，输出控制功能165作为输出信息而显示各种区域在规定区域中所占的面积比。

使用图9、图10及图11，说明有关第1实施方式的输出控制功能165的处理。图9、图10及图11是用来说明有关第1实施方式的输出控制功能165的处理的图。在图9、图10及图11中，横轴对应于时间，纵轴对应于强度值或面积比。另外，各像素的面积是一定的，所以以下设为“面积＝像素数(pixel数)”而进行说明。

如图9所示，例如输出控制功能165作为输出信息而显示表示第1区域中的像素值随着时间的变化的曲线图(Time Intensity Curve：TIC)。具体而言，输出控制功能165对于各时相，计算第1区域中包含的多个像素各自的强度值的平均值。并且，输出控制功能165通过将计算出的强度值的平均值标绘在图9的曲线图上而显示曲线61。

此外，例如输出控制功能165作为输出信息而显示在解析用ROI54中第1区域所占的面积比。具体而言，输出控制功能165关于各时相，计算第1区域相对于解析用ROI54的面积比。这里，在解析用ROI54的面积(pixel数)是“Px1”、第1区域的面积是“Px2”的情况下，输出控制功能165计算面积比“Px2/Px1”。并且，输出控制功能165通过将计算出的面积比“Px2/Px1”标绘在图9的曲线图中，显示表示面积比随着时间的变化的曲线图(曲线62)。

另外，图9的说明只不过是一例，不受上述的说明限定。例如，在图9中，说明了显示第1区域的TIC的情况，但实施方式并不限定于此。例如，输出控制功能165也能够对第2区域、第3区域、第4区域、血流图像53中的具有血流信号的区域、以及造影图像52中的具有造影信号的区域的各区域显示TIC。此外，输出控制功能165不仅是各区域中包含的像素值的平均值，也可以将通过其他计算方法计算出的值作为TIC标绘。例如，输出控制功能165也可以将各区域的中心像素的像素值作为TIC标绘。

此外，例如在图9中，说明了显示第1区域相对于解析用ROI54的面积比“Px2/Px1”的情况，但实施方式并不限定于此。例如，输出控制功能165作为输出信息而显示在具有造影信号的区域(图7的造影图像52中的中空区域)中第2区域所占的面积比，这里，在具有造影信号的区域的面积是“Px3”、第2区域的面积是“Px4”的情况下，输出控制功能165计算面积比“Px4/Px3”。并且，输出控制功能165通过将计算出的面积比“Px4/Px3”标绘在图9的曲线图中，显示表示面积比随着时间的变化的曲线图。

如图10所示，输出控制功能165基于血流图像数据，在解析用ROI54中确定具有血流信号的区域。并且，输出控制功能165作为输出信息而在解析用ROI54中显示具有血流信号的区域的TIC(曲线63)。显示该TIC的处理由于与图9的说明是同样的，所以省略说明。

此外，输出控制功能165作为输出信息而显示解析用ROI54中第2区域所占的面积比。这里，在解析用ROI54中第2区域的面积是“Px4”的情况下，输出控制功能165计算面积比“Px4/Px1”。并且，输出控制功能165通过将计算出的面积比“Px4/Px1”标绘在图9的曲线图中，显示表示面积比随着时间的变化的曲线图(曲线64)。

这里，显示曲线64是因为能够基于该曲线的周期性判断是动脉还是静脉。即，由于动脉的粗细对应于博动而周期性地变化，所以血流图像53中的具有血流信号的区域的面积也对应于波动而周期性地变化。所以，操作者通过确认该曲线64的周期性，能够容易地判断该血管是动脉还是静脉。另外，该判断在造影的后期相中变得特别容易判别。

另外，图10的说明只不过是一例，不受上述的说明限定。例如，输出控制功能165作为输出信息也可以显示解析用ROI54中的具有造影信号的区域(图7的造影图像52中的中空区域)所占的面积比。在此情况下，输出控制功能165计算面积比“Px3/Px1”。并且，输出控制功能165通过将计算出的面积比“Px3/Px1”标绘在图10的曲线图中，显示表示面积比随着时间的变化的曲线图。

此外，例如在图10中，说明了操作者以目视判断曲线64的周期性的情况，但实施方式并不限定于此。例如，输出控制功能165也可以通过对曲线64的周期性进行解析，来自动地判定该血管是动脉还是静脉。例如，输出控制功能165在曲线64的最大值与最小值的差是阈值以上的情况下、或曲线64的微分值的最大值是阈值以上的情况下、或通过傅里叶解析等确认了周期性的情况下，能够判定为动脉。

如图11所示，输出控制功能165作为输出信息而显示第3区域的TIC(曲线65)。显示该TIC的处理与图9的说明是同样的，所以省略说明。

此外，输出控制功能165作为输出信息而显示在第2区域中第3区域所占的面积比。这里，在第3区域的面积是“Px5”的情况下，输出控制功能165计算面积比“Px5/Px4”。并且，输出控制功能165通过将计算出的面积比“Px5/Px4”标绘到图11的曲线图中，显示表示面积比随着时间的变化的曲线图(曲线66)。

这里，显示曲线66是因为，基于该曲线的周期性能够判断是动脉还是静脉。即，由于动脉具有搏动性，所以一定以上的流速的血流量对应于搏动而周期性地变化。因此，第3区域相对于第2区域的面积比也对应于搏动而周期性地变化。所以，操作者通过确认该曲线66的周期性，能够容易地判断该血管是动脉还是静脉。另外，该判断在造影的后期相中特别容易判别。

另外，图11的说明只不过是一例，不受上述的说明限定。例如，输出控制功能165作为输出信息，也可以显示在第2区域中第4区域所占的面积比。这里，在第4区域的面积是“Px6”的情况下，输出控制功能165计算面积比“Px6/Px4”。并且，输出控制功能165通过将计算出的面积比“Px6/Px4”标绘在图11的曲线图中，显示表示面积比随着时间的变化的曲线图。

此外，例如在图11中，说明了操作者以目视判断曲线66的周期性的情况，但实施方式并不限定于此。例如，输出控制功能165也可以通过对曲线66的周期性进行解析，自动地判定该血管是动脉还是静脉。例如，输出控制功能165在曲线66的最大值与最小值的差是阈值以上的情况下、或在曲线66的微分值的最大值是阈值以上的情况下、或在通过傅里叶解析等确认了周期性的情况下，能够判定为动脉。

这样，输出控制功能165作为输出信息而显示表示各种区域(第1区域、第2区域、第3区域及第4区域)的亮度值随着时间的变化的曲线图、及各种区域在规定区域中所占的面积比。这里，输出控制功能165能够使上述多个曲线图中的2个以上的曲线图同时显示。同时显示的曲线图可以由操作者任意地组合。

此外，例如输出控制功能165也可以不仅将TIC及面积比作为曲线图显示，也能够作为数值显示。在此情况下，输出控制功能165既可以显示各时相的数值的一览，也可以显示某个时点(一时相)的数值、某个期间中包含的数值的平均值等。

即，输出控制功能165输出表示关注区域中的造影剂滞留的区域的信息。例如，输出控制功能165基于造影图像数据及血流图像数据，输出表示关注区域中的造影剂滞留的区域的信息。

接着，使用图12，说明有关第1实施方式的超声波诊断装置1的处理步骤。图12是表示有关第1实施方式的超声波诊断装置1的处理步骤的流程图。图12所示的处理步骤例如以由操作者输入的摄像开始请求为契机而开始。

如图12所示，收发电路110执行复合超声波扫描(步骤S101)。并且，组织图像生成功能161执行组织图像生成处理(步骤S102)。这里，使用图13说明图12所示的组织图像生成处理的处理步骤。图13是表示有关第1实施方式的组织图像生成处理的处理步骤的流程图。

如图13所示，B模式处理电路130生成作为组织图像数据的来源的第1B模式数据(步骤S201)。并且，组织图像生成功能161根据第1B模式数据，生成组织图像数据(步骤S202)。并且，组织图像生成功能161将组织图像数据保存到存储电路150中(步骤S203)，结束组织图像生成处理。

此外，造影图像生成功能162执行造影图像生成处理(步骤S103)。这里，使用图14说明图12所示的造影图像生成处理的处理步骤。图14是表示有关第1实施方式的造影图像生成处理的处理步骤的流程图。

如图14所示，B模式处理电路130生成作为造影图像数据的来源的第2B模式数据(步骤S301)。并且，造影图像生成功能162根据第2B模式数据，生成造影图像数据(步骤S302)。并且，造影图像生成功能162将造影图像数据保存到存储电路150中(步骤S303)，结束造影图像生成处理。

此外，血流图像生成功能163执行血流图像生成处理(步骤S104)。这里，使用图15说明图12所示的血流图像生成处理的处理步骤。图15是表示有关第1实施方式的血流图像生成处理的处理步骤的流程图。

如图15所示，多普勒处理电路140计算第1扫描区域的相关矩阵(步骤S401)。并且，多普勒处理电路140根据相关矩阵，计算L组固有值及固有矢量(步骤S402)。

并且，多普勒处理电路140基于L组固有值及固有矢量，计算MTI滤波矩阵(步骤S403)。并且，多普勒处理电路140对相同位置的数据长的反射波数据进行MTI滤波处理(步骤S404)。并且，多普勒处理电路140使用由MTI滤波处理输出的输出数据，进行自相关运算处理(步骤S405)。并且，多普勒处理电路140根据自相关运算处理的结果，估算血流信息，生成表示血流信息的多普勒数据(步骤S406)。

并且，血流图像生成功能163根据表示血流信息的多普勒数据，生成血流图像数据(步骤S407)。即，血流图像生成功能163生成基于多次第1超声波扫描的结果的血流图像。并且，血流图像生成功能163将血流图像数据保存到存储电路150中(步骤S408)，结束血流图像生成处理。

并且，输出控制功能165显示组织图像、造影图像及血流图像(步骤S105)。并且，确定功能164在组织图像上设定解析用ROI(步骤S106)。例如，确定功能164通过从操作者受理在组织图像上设定解析用ROI的输入，受理解析用ROI的设定。

并且，输出控制功能165确定各种区域(步骤S107)。例如，输出控制功能165确定第1区域、第2区域、第3区域及第4区域。并且，输出控制功能165将输出信息输出(步骤S108)。

另外，图12～图15的说明只不过是一例，不受上述的说明限定。例如，图12～图15所示的处理步骤只不过是一例，在不与处理内容发生矛盾的范围内能够任意地将顺序替换。例如，图12所示的组织图像生成处理、造影图像生成处理及血流图像生成处理并不限于图示的顺序，能够替换为任意的顺序，或作为并行处理而同时执行。

以上，对有关第1实施方式的超声波诊断装置1进行了说明。在第1实施方式中，如上述那样，能够进行造影剂的滞留部位的解析。例如，超声波诊断装置1确定与造影剂的滞留部位对应的第1区域，输出关于所确定的第1区域的各种输出信息。由此，超声波诊断装置1能够进行造影剂的滞留部位的解析。

此外，超声波诊断装置1将第1区域、第2区域、第3区域及第4区域可识别地显示。由此，操作者能够通过目视容易地识别造影剂的滞留部位及其周边的区域，能够容易地掌握血流动态。

此外，超声波诊断装置关于第1区域、第2区域、第3区域及第4区域的各区域，显示相对于其他区域的面积比。该面积比为均匀性的指标。例如，在面积比“Px2/Px1”较高的情况下，可以说肿瘤的造影剂的滞留部位的均匀性较高。由此，操作者能够容易地掌握肿瘤的造影剂的滞留部位的均匀性，所以能够作为在乳房中发生的肿瘤的良恶性判别的一个辅助。

(第2实施方式)

有关第2实施方式的超声波诊断装置1除了有关第1实施方式的超声波诊断装置1的功能以外，还具备基于表示造影剂气泡的随着时间的移动的矢量生成矢量图像数据的功能。由此，有关第2实施方式的超声波诊断装置1除了在第1实施方式中说明的解析以外，还能够输出关于造影剂气泡的移动矢量的信息。

有关第2实施方式的处理电路160还具备基于表示造影剂气泡的随着时间的移动的矢量生成跟踪图像数据的跟踪图像生成功能。跟踪图像生成功能是跟踪图像生成部的一例。

例如，处理电路160通过专利文献3所记载的技术，计算造影剂中包含的各个微气泡的移动矢量。并且，处理电路160输出关于计算出的移动矢量的信息。

具体而言，处理电路160确定由造影图像生成功能162生成的以时间序列排列的多个造影图像52中的、与2个时相对应的2个造影图像52各自的造影剂气泡的位置。并且，处理电路160基于由在2个造影图像52中分别确定的造影剂气泡的位置，计算表示造影剂气泡的移动的移动矢量。并且，处理电路160生成表示计算出的移动矢量的跟踪图像数据。并且，输出控制功能165显示所生成的跟踪图像数据。

使用图16说明有关第2实施方式的处理电路160的处理。图16是用来说明有关第2实施方式的处理电路160的处理的图。在图16中，气泡跟踪图像59与表示气泡的移动矢量的跟踪图像数据对应。

如图16所示，处理电路160生成气泡跟踪图像59。例如，在该气泡跟踪图像59上描绘的箭头表示造影剂气泡的移动。具体而言，在该气泡跟踪图像59上描绘的箭头的方向表示该时相的造影剂气泡的移动方向。此外，在该气泡跟踪图像59上描绘的箭头的长度表示该时相的造影剂气泡的移动速度。

例如，输出控制功能165使显示器103显示在造影图像52上叠加了气泡跟踪图像59的图像。此外，输出控制功能165显示表示第1区域中的造影剂气泡的平均速度随着时间的变化的曲线图。例如，计算在气泡跟踪图像59上描绘的移动矢量的平均速度，将计算出的平均速度标绘到曲线图上。此外，输出控制功能165显示表示具有血流信号的区域中的造影剂气泡的平均速度随着时间的变化的曲线图。

由此，超声波诊断装置1能够将具有造影信号的区域中的造影剂气泡的移动矢量作为参照而显示。结果，操作者能够将具有造影信号的区域中的、不存在造影剂气泡的移动矢量或造影剂气泡的移动速度足够小的区域(即，移动矢量的大小不到阈值的区域)作为造影剂的滞留部位掌握，所以能够进行滞留部位的解析。另外，“移动矢量的大小不到阈值的区域”，可以改称作“造影剂气泡的移动的量不到阈值的区域”。

另外，在第2实施方式中，优选的是造影剂的流入量比较少的初次的注入(firstInjection)的最初的几秒间应用、或在通过闪光(Flash)而将存在于扫描范围内的造影剂暂且破坏之后立即应用。或者，优选的是在使用比在通常的造影回波法中使用的造影剂少的量的造影剂进行造影的情况下应用。这是因为，在造影剂的量较多的情况下，被注入的造影剂在造影图像数据上不会作为点被检测到，有可能造影剂相连而被检测到。

此外，在上述的说明中，说明了使用由造影图像生成功能162生成的造影图像52生成跟踪图像数据的情况、即基于由相同的第2超声波扫描收集到的信号生成造影图像数据及跟踪图像数据的情况，但实施方式并不限定于此。例如，为了生成跟踪图像数据，收发电路110也可以执行与上述的第1超声波扫描及第2超声波扫描不同的单独的超声波扫描(跟踪用超声波扫描)。在与第1超声波扫描及第2超声波扫描充分不同的时相进行跟踪用超声波扫描的情况下，优选的是将所生成的跟踪图像数据在基于图像中的特征与造影图像数据对位后叠加。此外，在与第1超声波扫描及第2超声波扫描大致相同的时相进行跟踪用超声波扫描的情况下，优选的是不对位而叠加。

此外，在第2实施方式中，确定功能164还能够基于造影图像数据及跟踪图像数据，确定关注区域中的具有造影信号且移动矢量的大小不到阈值的区域。并且，输出控制功能165将关于所确定的区域的输出信息输出。

此外，在图16中，例示了将气泡跟踪图像59叠加到造影图像52上的情况，但实施方式并不限定于此。例如，输出控制功能165也可以使气泡跟踪图像59及造影图像52同时显示(并列显示)。此外，输出控制功能165也可以使气泡跟踪图像59与血流图像53等其他超声波图像一起显示。

(其他实施方式)

在上述的实施方式以外，也可以以各种不同的形态实施。

(使用信号的确定处理)

在上述的实施方式中，说明了通过对于图像数据的处理确定各种区域的情况，但实施方式并不限定于此。例如，确定功能164也可以基于被变换为图像数据之前的信息(扫描区域中的各种信号的分布信息)来确定各种区域。

例如，确定功能164基于造影信号及血流信号，在解析用ROI54中能够确定具有造影信号且不具有血流信号的第1区域。此外，确定功能164基于造影信号及血流信号，在解析用ROI54中能够确定具有造影信号且具有血流信号的第2区域56。此外，确定功能164基于血流信号，在解析用ROI54中能够确定具有比第1阈值大的血流速度的第3区域。此外，确定功能164基于血流信号，在解析用ROI54中能够确定具有比第2阈值小的血流速度的第4区域。

(图像解析装置)

此外，例如在上述的实施方式中，说明了将公开的技术应用于超声波诊断装置1的情况，但实施方式并不限定于此。例如，也可以将公开的技术对医用信息处理装置200应用。医用信息处理装置200例如对应于工作站或PACS(Picture Archiving CommunicationSystem：图像储存通信系统)浏览器等。另外，医用信息处理装置200是图像解析装置的一例。

图17是表示有关其他实施方式的医用信息处理装置200的结构例的框图。如图17所示，医用信息处理装置200具备输入接口201、显示器202、NW接口203及处理电路210。输入接口201、显示器202、NW接口203及处理电路210相互可通信地连接。

输入接口201是鼠标、键盘、触摸面板等用来受理来自操作者的各种指示及设定请求的输入装置。显示器202是显示医用图像、或用于操作者使用输入接口201输入各种设定请求的GUI的显示装置。

NW接口203控制在医用信息处理装置200与外部装置之间进行的通信。具体而言，NW接口203从外部装置接收各种信息，将接收到的信息向处理电路210输出。例如，NW接口203由网卡或网络适配器、NIC(Network Interface Controller：网络接口控制器)等实现。

存储电路204例如是NAND(Not AND)型闪存存储器或HDD(Hard Disk Drive：硬盘驱动器)，存储用来显示医用图像数据及GUI的各种程序、及由该程序使用的信息。

处理电路210是对医用信息处理装置200的处理整体进行控制的电子设备(处理器)。处理电路210执行取得功能211、确定功能212及输出控制功能213。取得功能211、确定功能212及输出控制功能213例如以可由计算机执行的程序的形态被记录在存储电路210内。处理电路220通过将各程序读出并执行，实现与所读出的各程序对应的功能(取得功能211、确定功能212及输出控制功能213)。

取得功能211取得造影图像数据及血流图像数据。例如，取得功能211通过从外部装置(例如超声波诊断装置1或医用图像插值装置)接收而取得造影图像数据、组织图像数据及血流图像数据。确定功能212能够执行与图1所示的确定功能164基本上同样的处理。此外，输出控制功能213能够执行与图1所示的输出控制功能165基本上同样的处理。由此，医用信息处理装置200能够进行造影剂的滞留部位的解析。

另外，图17的说明只不过是一例，并不限定于上述的说明。例如，医用信息处理装置200也可以具备与组织图像生成功能161、造影图像生成功能162及血流图像生成功能163分别对应的功能。在此情况下，取得功能211能够从超声波诊断装置1取得作为各图像数据的来源的反射波数据。

此外，有关其他实施方式的医用信息处理装置200基于作为从被给予了造影剂的被检体收集到的谐波成分的信号的造影信号，生成造影图像数据。此外，医用信息处理装置200基于表示造影剂气泡随着时间的移动的矢量，生成跟踪图像数据。医用信息处理装置200基于造影图像数据及跟踪图像数据，确定关注区域中的具有造影信号且不具有起因于移动矢量的信号的区域。这里，所谓的起因于移动矢量的信号，例如与图16的右上图所图示的箭头的像素值对应。医用信息处理装置200输出关于所确定的区域的输出信息。由此，医用信息处理装置200能够进行造影剂的滞留部位的解析。

此外，有关其他实施方式的医用信息处理装置200基于通过对从被给予了造影剂的被检体收集到的谐波成分的信号进行将帧方向上的信号变化的主成分除去的滤波处理而估算出的血流信号，生成血流图像数据。医用信息处理装置200基于表示造影剂气泡随着时间的移动的矢量，生成跟踪图像数据。医用信息处理装置200显示血流图像数据及跟踪图像数据。由此，医用信息处理装置200显示表示造影剂的滞留部位的周边的血流的移动矢量的气泡跟踪图像，所以能够进行造影剂的滞留部位的解析。

此外，上述各装置的各构成要素是功能概念性的，并不一定需要在物理上如图示那样构成。即，各装置的分散/合并的具体的形态并不限于图示的形态，可以将其全部或一部分根据各种负荷及使用状况等，以任意的单位在功能上或物理上分散/合并而构成。进而，由各装置进行的各处理功能其全部或任意的一部分由CPU及被该CPU解析执行的程序实现，或者可以作为连线逻辑的硬件实现。

此外，在上述的实施方式中说明的各处理中，也能够将设为自动进行而说明的处理的全部或一部分以手动进行，或者也能够将设为手动进行而说明的处理的全部或一部分用周知的方法自动地进行。除此以外，关于包括在上述文本中或图中表示的处理步骤、控制步骤、具体的名称、各种数据及参数的信息，除了特别记述的情况以外能够任意地变更。

此外，在上述实施方式中说明的图像解析方法可以通过由个人计算机或工作站等的计算机执行预先准备的图像解析程序来实现。该图像解析程序可以经由因特网等的网络而分发。此外，该图像解析程序也可以被记录到硬盘、软盘(FD)、CD－ROM、MO、DVD等的可由计算机读取的记录介质中，通过被计算机从记录介质读出来执行。

根据以上说明的至少一个实施方式，能够进行造影剂的滞留部位的解析。

说明了本发明的几个实施方式，但这些实施方式是作为例子提示的，不是要限定发明的范围。这些实施方式能够以其他各种各样的形态实施，在不脱离发明的主旨的范围内能够进行各种各样的省略、替换、变更。这些实施方式及其变形包含在发明的范围或主旨中，并且包含在权利要求书所记载的发明和其等价的范围中。

关于以上的实施方式，作为发明的一侧面及可选择的特征，公开以下的附记。

(附记1)

一种图像解析装置，具备：造影图像生成部，基于从被给予了造影剂的被检体收集到的造影信号，生成造影图像数据；血流图像生成部，基于通过对上述造影信号进行滤波处理而估算出的血流信号，生成血流图像数据；以及输出控制部，基于上述造影图像数据及上述血流图像数据，输出表示关注区域中的上述造影剂滞留的区域的信息。

(附记2)

也可以是，还具备确定上述区域的确定部。

(附记3)

也可以是，上述确定部作为上述区域而确定关注区域中的具有上述造影信号且不具有上述血流信号的区域。

(附记4)

也可以是，上述确定部根据上述造影图像数据与上述血流图像数据的差来确定上述区域。

(附记5)

也可以是，上述区域是第1区域；上述确定部还确定具有上述造影信号及上述血流信号的第2区域。

(附记6)

也可以是，还具备执行从上述被检体的第1扫描区域收集上述造影信号的造影用超声波扫描和从与上述第1扫描区域至少部分重叠的第2扫描区域收集上述血流信号的血流用超声波扫描的收发部。

(附记7)

也可以是，还具备基于表示造影剂气泡随着时间的移动的矢量生成跟踪图像数据的跟踪图像生成部；上述输出控制部显示上述跟踪图像数据。

(附记8)

也可以是，上述输出控制部作为上述信息而使上述区域显示在上述造影图像数据及上述血流图像数据中的至少一方上。

(附记9)

也可以是，上述输出控制部作为上述信息而显示表示上述区域中的像素值随着时间的变化的曲线图。

(附记10)

也可以是，上述输出控制部作为上述信息而显示在上述关注区域中上述区域所占的面积比。

(附记11)

也可以是，上述输出控制部作为上述信息而显示在具有上述造影信号的区域中具有上述造影信号及上述血流信号的第2区域所占的面积比。

(附记12)

也可以是，上述输出控制部作为上述信息而显示具有上述造影信号及上述血流信号的第2区域中的具有比阈值大的血流速度的第3区域所占的面积比。

(附记13)

也可以是，上述输出控制部作为上述信息而显示具有上述造影信号及上述血流信号的第2区域中的具有比阈值小的血流速度的第4区域所占的面积比。

(附记14)

也可以是，上述区域是第1区域；

上述输出控制部作为上述信息而使以下中的2个以上的曲线图同时显示：

表示上述造影图像数据的具有造影信号的区域中的像素值随着时间的变化的曲线图；

表示上述造影图像数据的具有血流信号的区域中的像素值随着时间的变化的曲线图；

表示具有比阈值大的血流速度的第3区域中的像素值随着时间的变化的曲线图；

表示具有比阈值小的血流速度的第4区域中的像素值随着时间的变化的曲线图；

表示在上述关注区域中具有上述造影信号的区域所占的面积比随着时间的变化的曲线图；

表示在上述关注区域中具有上述血流信号的区域所占的面积比随着时间的变化的曲线图；

表示在上述关注区域中上述第1区域所占的面积比随着时间的变化的曲线图；

表示在具有上述造影信号的区域中具有上述造影信号及上述血流信号的第2区域所占的面积比随着时间的变化的曲线图；

表示在具有上述造影信号及上述血流信号的第2区域中具有比阈值大的血流速度的区域所占的面积比随着时间的变化的曲线图；

表示在具有上述造影信号及上述血流信号的第2区域中具有比阈值小的血流速度的区域所占的面积比随着时间的变化的曲线图；

表示上述关注区域中的造影剂气泡的平均速度随着时间的变化的曲线图；

表示上述第1区域中的造影剂气泡的平均速度随着时间的变化的曲线图；以及

表示具有上述血流信号的区域中的造影剂气泡的平均速度随着时间的变化的曲线图。

(附记15)

也可以是一种超声波诊断装置。

(附记16)

也可以是，上述造影信号从被给予了上述造影剂的被检体收集到的谐波成分的信号。

(附记17)

也可以是，上述滤波处理是将帧方向上的信号变化的主成分除去的滤波处理。

(附记18)

一种图像解析装置，具备：造影图像生成部，基于从被给予了造影剂的被检体收集到的造影信号，生成造影图像数据；跟踪图像生成部，生成表示造影剂气泡的随着时间的移动的跟踪图像数据；以及输出控制部，基于上述造影图像数据及上述跟踪图像数据，输出表示关注区域中的具有上述造影信号且上述移动的量不到阈值的区域的信息。

(附记19)

一种图像解析装置，具备：血流图像生成部，基于通过对从被给予了造影剂的被检体收集到的信号进行滤波处理而估算出的血流信号，生成血流图像数据；跟踪图像生成部，生成表示造影剂气泡的随着时间的移动的跟踪图像数据；以及输出控制部，显示上述血流图像数据及上述跟踪图像数据。

(附记20)

一种图像解析装置，具备基于从被给予了造影剂的被检体收集到的造影信号和通过对上述造影信号进行滤波处理而估算出的血流信号、输出表示关注区域中的上述造影剂滞留的区域的信息的输出控制部。