JP7313902B2 - 超音波診断装置 - Google Patents

Description

本発明の実施形態は、超音波診断装置に関する。

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。コントラストハーモニックイメージングでは、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。コントラストハーモニックイメージングにより、例えば、被検体内の血管が描出された造影画像が得られる。

また、超音波診断装置では、例えば、ドプラ効果を用いて血液の流れを画像化するドプラ法が行われている。例えば、超音波診断装置は、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、静止している組織、あるいは、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、超音波診断装置は、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し、推定結果の分布を、例えば、２次元でカラー表示した血流画像（カラードプラ画像）を示す血流画像データを生成する。

国際公開第２０１４／１１５７８２号 特開２００９－１１９１３４号公報

本発明が解決しようとする課題は、造影画像及び血流画像を好適に収集することができる超音波診断装置を提供することである。

実施形態の超音波診断装置は、送受信部と、画像生成部とを備える。送受信部は、造影剤が注入された被検体内の第１領域に対する第１超音波スキャン、及び、振幅及び位相の少なくとも１つが異なる２種類の超音波それぞれの送受信を含み、前記第１領域と重なる、前記被検体内の第２領域の少なくとも一部に対する第２超音波スキャンを、超音波プローブを介して実行する。画像生成部は、前記第２超音波スキャンを挟んで前記第１領域内の同一位置に対して実行される複数回の前記第１超音波スキャンそれぞれで取得した受信データからなるデータ列に基づいて、ドプラ法を用いて、１フレーム分の血流画像を生成し、少なくとも１回の前記第２超音波スキャンの結果に基づく造影画像を生成する。

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の実施形態に係る画像の表示態様の一例について説明するための図である。 図８は、第１の実施形態に係るドプラ処理回路及び画像生成回路が行なう第１の生成処理の流れの一例を説明するためのフローチャートである。 図９は、第１の実施形態に係るＢモード処理回路及び画像生成回路が行なう第２の生成処理の流れの一例を説明するためのフローチャートである。 図１０は、第１の実施形態の第４の変形例に係る他の画像の表示態様の一例について説明するための図である。 図１１は、第１の実施形態の第４の変形例に係る他の画像の表示態様の一例について説明するための図である。 図１２は、第１の実施形態の第４の変形例に係る他の画像の表示態様の一例について説明するための図である。 図１３は、第１の実施形態の第４の変形例に係る他の画像の表示態様の一例について説明するための図である。 図１４は、第１の実施形態の第４の変形例に係る他の画像の表示態様の一例について説明するための図である。 図１５は、第１の実施形態の第４の変形例に係る他の画像の表示態様の一例について説明するための図である。 図１６は、第１の実施形態の第４の変形例に係る他の画像の表示態様の一例について説明するための図である。 図１７は、第１の実施形態の第４の変形例に係る他の画像の表示態様の一例について説明するための図である。 図１８は、第１の実施形態の第４の変形例に係る他の画像の表示態様の一例について説明するための図である。 図１９は、第１の実施形態の第４の変形例に係る他の画像の表示態様の一例について説明するための図である。 図２０は、第１の実施形態の第４の変形例に係る他の画像の表示態様の一例について説明するための図である。 図２１は、第１の実施形態の第４の変形例に係る他の画像の表示態様の一例について説明するための図である。 図２２は、第１の実施形態の第４の変形例に係る他の画像の表示態様の一例について説明するための図である。 図２３は、第１の実施形態の第４の変形例に係る他の画像の表示態様の一例について説明するための図である。 図２４は、第１の実施形態の第４の変形例に係る他の画像の表示態様の一例について説明するための図である。 図２５は、第１の実施形態の第４の変形例に係る他の画像の表示態様の一例について説明するための図である。 図２６は、第１の実施形態の第４の変形例に係る他の画像の表示態様の一例について説明するための図である。 図２７は、第１の実施形態の第４の変形例に係る他の画像の表示態様の一例について説明するための図である。 図２８は、第１の実施形態の第４の変形例に係る他の画像の表示態様の一例について説明するための図である。 図２９は、第１の実施形態の第４の変形例に係る他の画像の表示態様の一例について説明するための図である。 図３０Ａは、残留エコーの一例を示す図である。 図３０Ｂは、残留エコーの一例を示す図である。 図３１Ａは、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残留エコー対策について説明するための図である。 図３１Ｂは、第２超音波走査において、振幅変調法が用いられる場合の残留エコー対策について説明するための図である。 図３２は、図３０Ａ又は図３０Ｂに示す第２超音波走査に基づく造影画像の一例である。 図３３は、図３１Ａ又は図３１Ｂに示す第２超音波走査に基づく造影画像の一例である。

以下、図面を参照しながら、実施形態に係る超音波診断装置を説明する。なお、一つの実施形態又は変形例に記載した内容は、他の実施形態又は他の変形例にも同様に適用されてもよい。

（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１１０ａ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１１０ｂ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）を行なう場合、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）を行なう場合、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、画像生成回路１５０と、画像メモリ１６０と、記憶回路１７０と、制御回路１８０とを有する。

送受信回路１１０は、制御回路１８０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を介して超音波スキャン（超音波走査）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１１０ａと受信回路１１０ｂとを有する。

送信回路１１０ａは、制御回路１８０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１１０ａ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１１０ａ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１１０ａ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１１０ａは、制御回路１８０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１１０ｂに入力される。受信回路１１０ｂ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なって反射波データを生成する。そして、受信回路１１０ｂ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）を行なう。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１１０ｂ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１１０ｂ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、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同時に表示する。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スキャン（第１超音波スキャン）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スキャン（第２超音波スキャン）を実行する。第１超音波スキャンは、造影剤が注入された被検体Ｐ内の領域（第１領域）に対する超音波スキャンであり、第１領域内の血流情報を取得する超音波スキャンである。第２超音波スキャンは、被検体Ｐ内の領域（第２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スキャンである。

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スキャン、及び、造影画像を収集するための超音波スキャンを別々に行うのではなく、１つの第２超音波スキャンを実行する。すなわち、送受信回路１１０が第１超音波スキャン及び第２超音波スキャンの２種類の超音波スキャンを実行するだけで、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領域と第２領域とは少なくとも一部で重なっていればよい。第１領域の範囲と第２領域の範囲は、同じ範囲であってもよく、第１領域の範囲が第２領域の範囲より小さくてもよく、第２領域の範囲が第１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１１０ｂ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１１０ｂにより生成された場合、受信回路１１０ｂ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。なお、送受信回路１１０により生成される１フレーム分の反射波データとは、１収集フレーム分の反射波データである。

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なって、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モードデータを画像生成回路１５０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が行な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画像生成回路１５０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なわれる。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。後述する画像生成回路１５０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なって、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画像生成回路１５０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が行な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。

画像生成回路１５０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。画像生成回路１５０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、画像生成回路１５０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。画像生成回路１５０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。画像生成回路１５０は、プロセッサにより実現される。

ここで、画像生成回路１５０は、一般的には、超音波スキャンの走査線信号列を、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、画像生成回路１５０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なうことで、表示用の超音波画像データを生成する。また、画像生成回路１５０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）等を行なう。また、画像生成回路１５０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、画像生成回路１５０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なうことで、３次元Ｂモード画像データを生成する。また、画像生成回路１５０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なうことで、３次元ドプラ画像データを生成する。すなわち、画像生成回路１５０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、画像生成回路１５０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なう。

画像生成回路１５０が行なうレンダリング処理としては、例えば、断面再構成法（ＭＰＲ：Multi Planar Reconstruction）を行な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、画像生成回路１５０が行な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。画像生成回路１５０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、画像生成回路１５０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。

画像メモリ１６０は、画像生成回路１５０により生成された各種の画像データを記憶するメモリである。また、画像メモリ１６０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。画像メモリ１６０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、画像生成回路１５０を経由して表示用の超音波画像データとなる。例えば、画像メモリ１６０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。

記憶回路１７０は、超音波送受信、画像処理及び表示処理を行な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。また、記憶回路１７０は、必要に応じて、画像メモリ１６０が記憶するデータの保管等にも使用される。例えば、記憶回路１７０は、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。

制御回路１８０は、超音波診断装置１の処理全体を制御する。具体的には、制御回路１８０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１７０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、送受信回路１１０、Ｂモード処理回路１３０、ドプラ処理回路１４０及び画像生成回路１５０の処理を制御する。また、制御回路１８０は、画像メモリ１６０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。制御回路１８０は、表示制御部又は制御部の一例である。制御回路１８０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、制御回路１８０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、超音波スキャンの制御を行なう。例えば、制御回路１８０は、上述した第１超音波スキャン及び第２超音波スキャンの制御を行う。

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１７０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１７０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。

第１の実施形態では、送受信回路１１０が、超音波プローブ１０１を介して、第１超音波スキャン及び第２超音波スキャンを交互に実行する。また、第１超音波スキャンの走査形態は、複数の走査線で形成される第１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超音波スキャンを「高フレームレート用超音波スキャン」と記載し、「高フレームレート用超音波スキャン」により行なわれる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ない、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な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）で処理を行なうことができる。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の実施形態に係る制御回路１８０は、高フレームレート用超音波スキャンによる第１超音波スキャンとともに、第２超音波スキャンを、以下に説明する走査形態で実行させる。

制御回路１８０は、第２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超音波スキャンを、第１超音波スキャンの間に時分割で超音波プローブ１０１に実行させる。すなわち、送受信回路１１０は、第１超音波スキャン、及び、第２領域を分割した複数の分割領域それぞれに対する第２超音波スキャンを、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超音波スキャンの間に第２超音波スキャンを実行し、数フレーム分の第１超音波スキャンを行なう期間で、１フレーム分の第２超音波スキャンを完結させる。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超音波スキャンと第２超音波スキャン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超音波スキャン及び第２超音波スキャンについて説明する。図２及び図３は、第１の実施形態に係る第１超音波スキャン及び第２超音波スキャンの一例を説明するための図である。図２に示すように、制御回路１８０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超音波スキャンが行な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超音波スキャンにおいて、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超音波スキャンは、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超音波スキャンにおいて、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超音波スキャンは、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超音波スキャンにおいて、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く、受信周波数が造影剤から２次高調波成分を抽出するために比較的高いため、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く、受信周波数が送信周波数と略同じであるため、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、制御回路１８０は、位相変調法を示す情報「０」を記憶回路１７０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１７０の所定領域に格納する。そして、制御回路１８０は、第２超音波スキャンを実行する際に、記憶回路１７０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、制御回路１８０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、制御回路１８０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超音波スキャンが行なわれる第１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なわれる超音波スキャンが行なわれている範囲となる。すなわち、第１超音波スキャンは、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回行なう。送受信回路１１０が、第１超音波スキャンとして、第１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なうことにより、複数フレーム（複数の収集フレーム）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）に基づく超音波スキャンを実行する。

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超音波スキャンを実行し（ステップＳ１）、第１領域（１フレーム分）に対する第１超音波スキャンを実行する（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超音波スキャンを実行し（ステップＳ３）、第１領域に対する第１超音波スキャンを実行する（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超音波スキャンを実行し（ステップＳ５）、第１領域に対する第１超音波スキャンを実行する（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超音波スキャンを実行し（ステップＳ７）、第１領域に対する第１超音波スキャンを実行し（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超音波スキャンを制御する制御回路１８０は、第１超音波スキャンが行なわれる間隔を等間隔とする。すなわち、第１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超音波スキャンで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、制御回路１８０は、第２超音波スキャンに要する時間を同一として、第１超音波スキャンが行なわれる間隔を等間隔とする。例えば、制御回路１８０は、図２のステップＳ１，Ｓ３，Ｓ５及びＳ７で行われる第２超音波スキャンに要する時間を、同じ時間となるように制御する。制御回路１８０は、第２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超音波スキャンに要する時間は、同じとなる。ドプラ処理回路１４０は、第１領域のフレーム間の同じ位置のデータ列（図２に示す「Ｘ_ｎ－３、Ｘ_ｎ－２、Ｘ_ｎ－１、Ｘ_ｎ、・・・」）に対して、後述する処理を行なって、「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制御回路１８０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」を行なう。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な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な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な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領域と第２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１０１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超音波スキャンを黒塗りの矩形で示し、第１超音波スキャン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の実施形態で行な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領域が８本の走査線により形成され、第１領域と同一の領域である第２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超音波スキャンが行われる。第２走査線の第２超音波スキャンが行なわれた後、第１走査線から第８走査線の順で第１超音波スキャン（１回目の第１超音波スキャン）が行なわれる。

そして、１回目の第１超音波スキャンが行なわれた後、第３走査線から第４走査線の順で第２超音波スキャンが行われる。第４走査線の第２超音波スキャンが行なわれた後、再び、第１走査線から第８走査線の順で第１超音波スキャン（２回目の第１超音波スキャン）が行なわれる。

そして、第５走査線から第６走査線の順で第２超音波スキャンが行われた後、再び、第１走査線から第８走査線の順で第１超音波スキャン（３回目の第１超音波スキャン）が行なわれる。

そして、第７走査線から第８走査線の順で第２超音波スキャンが行われた後、再び、第１走査線から第８走査線の順で第１超音波スキャン（４回目の第１超音波スキャン）が行なわれる。４回目の第１超音波スキャン以降についても、同様に、第２超音波スキャンと第１超音波スキャン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領域に対する第１超音波スキャン、及び、第２領域の一部（分割領域）に対する第２超音波スキャンを交互に実行する。

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超音波スキャンから４回目の第１超音波スキャン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超音波スキャン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、画像生成回路１５０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、制御回路１８０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超音波スキャンから５回目の第１超音波スキャン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超音波スキャンから５回目の第１超音波スキャン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超音波スキャンから４回目の第１超音波スキャンまでに収集された反射波データとは、２回目の第１超音波スキャンから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超音波スキャンから６回目の第１超音波スキャン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超音波スキャンから（Ｎ＋３）回目の第１超音波スキャン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超音波スキャンは、図３に例示する場合、４フレーム分の第１超音波スキャン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超音波スキャン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１３０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１３０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、画像生成回路１５０は、第１のＢモードデータに基づいて、組織画像５４の一部（分割領域）を示す組織画像データを生成する。また、画像生成回路１５０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５１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超音波スキャン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、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。また、Ｂモード処理回路１３０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、画像生成回路１５０は、第１のＢモードデータに基づいて、組織画像５４の一部（分割領域）を示す組織画像データを生成する。また、画像生成回路１５０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５１の一部（分割領域）を示す造影画像データを生成する。

このように、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超音波スキャン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。すなわち、画像生成回路１５０は、第２超音波スキャンで収集された反射波データの一部に基づいて、組織画像データを生成する。したがって、本実施形態によれば、１つの第２超音波スキャンを実行するだけで、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超音波スキャン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超音波スキャンの一例について説明するための図である。

第１超音波スキャンでは、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回のみ行なう。具体的には、送受信回路１１０は、第１超音波スキャンとして、第１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、画像生成回路１５０は、このドプラデータに基づいて、血流画像５２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「Ｒ_ｘｘ」を計算する。

ここで、式（１）に示す「ｘ_ｍ」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「ｘ_ｍ」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「ｘ_ｍ ^Ｈ」は、「ｘ_ｍ」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スキャンを行な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領域の相関行列を計算する。相関行列「Ｒ_ｘｘ」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「Ｒ_ｘｘ」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。

ここで、式（２）に示す「Ｖ^Ｈ」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「Ｖ^Ｈ」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。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「Ｖ^Ｈ」による逆変換を行なう。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、画像生成回路１５０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。

次に、図７を参照して、第１の実施形態に係る画像の表示態様の一例について説明する。図７は、第１の実施形態に係る画像の表示態様の一例について説明するための図である。図７に示すように、第１の実施形態では、制御回路１８０は、造影画像５１、造影画像５１に血流画像５２が重畳された重畳画像５３、及び、組織画像５４を横方向に並べて、ディスプレイ１０３に表示させる。また、制御回路１８０は、造影画像５１、重畳画像５３及び組織画像５４を同時にディスプレイ１０３に表示させる。なお、図７には、第２領域の範囲のほうが、第１領域の範囲よりも大きい場合が示されている。

ここで、制御回路１８０は、リアルタイムで、造影画像５１、重畳画像５３及び組織画像を同時にディスプレイ１０３に表示させてもよいし、ポストプロセスとして、造影画像５１、重畳画像５３及び組織画像を同時にディスプレイ１０３に表示させてもよい。

リアルタイムで各種画像を表示する場合には、超音波診断装置１全体の処理として、以下のような処理が実行される。例えば、送受信回路１１０は、超音波プローブ１０１から反射波信号を受信する度に、受信した反射波信号に基づいて反射波データを生成する。そして、Ｂモード処理回路１３０は、送受信回路１１０で反射波データが生成される度に、反射波データに基づいてＢモードデータを生成する。また、ドプラ処理回路１４０は、送受信回路１１０で反射波データが生成される度に、反射波データに基づいてドプラデータを生成する。

そして、画像生成回路１５０は、Ｂモード処理回路１３０でＢモードデータが生成される度に、Ｂモードデータに基づいてＢモード画像データ（造影画像データ、組織画像データ）を生成する。また、画像生成回路１５０は、ドプラ処理回路１４０でドプラデータが生成される度に、ドプラデータに基づいてドプラ画像データ（血流画像データ）を生成する。なお、画像生成回路１５０は、１回の第２超音波スキャンに基づく１つのＢモードデータに基づいて造影画像５１の一部の造影画像データ、又は、組織画像５４の一部の組織画像データのみ生成する。また、画像生成回路１５０は、複数（第２領域を分割した分割領域の数）の第２超音波スキャンに基づく複数のＢモードデータに基づいて、造影画像５１全体の造影画像データ、又は、組織画像５４全体の組織画像データを生成する。すなわち、画像生成回路１５０は、複数の第２超音波スキャンの結果に基づく造影画像５１及び組織画像５４を生成する。

そして、制御回路１８０は、画像生成回路１５０で造影画像データ及び組織画像データが生成される度に、造影画像データが示す造影画像５１の一部、及び、組織画像データが示す組織画像５４の一部をディスプレイ１０３に表示させて、造影画像５１の一部及び組織画像５４の一部を更新する。

また、画像生成回路１５０は、造影画像データ、及び、血流画像データが生成される度に、造影画像データを血流画像データに重畳させて重畳画像データを生成する。そして、制御回路１８０は、画像生成回路１５０で重畳画像データが生成される度に、重畳画像データが示す重畳画像５３をディスプレイ１０３に表示させる。

また、ポストプロセスとして各種画像を表示する場合には、超音波診断装置１全体の処理として、以下のような処理が実行される。例えば、制御回路１８０は、画像メモリ１６０から血流画像データ、造影画像データ及び組織画像データを読み出す。そして、制御回路１８０は、造影画像データ及び血流画像データを画像生成回路１５０に出力する。画像生成回路１５０は、造影画像データ及び血流画像データを受信すると、造影画像データを血流画像データに重畳させて重畳画像データを生成する。

そして、制御回路１８０は、造影画像データが示す造影画像５１、重畳画像データが示す重畳画像５３、及び、組織画像データが示す組織画像５４をディスプレイ１０３に表示させる。

次に、図８を用いて、血流画像データを生成する第１の生成処理の流れの一例について説明する。図８は、第１の実施形態に係るドプラ処理回路１４０及び画像生成回路１５０が行なう第１の生成処理の流れの一例を説明するためのフローチャートである。なお、第１の生成処理は、処理対象となるスキャンフレーム数分（データ長分）の反射波データがバッファメモリ１２０に格納された場合に実行される。また、第１の生成処理は、データ長分の反射波データがバッファメモリ１２０に格納された状態で、送受信回路１１０により新たな反射波データがバッファメモリ１２０に格納される度にも実行される。

図８に示すように、ドプラ処理回路１４０は、第１領域の相関行列を計算し（ステップＳ１０１）する。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Ｓ１０２）。

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Ｓ１０３）。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フィルタ処理を行なう（ステップＳ１０４）。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なう（ステップＳ１０５）。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Ｓ１０６）。

そして、画像生成回路１５０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Ｓ１０７）。すなわち、画像生成回路１５０は、第２超音波スキャンを挟んで第１領域内の同一位置に対して実行される複数回の第１超音波スキャンの結果に基づく血流画像を生成する。このように、ステップＳ１０７では、画像生成回路１５０は、複数回の第１超音波スキャンそれぞれで取得した受信データからなるデータ列に基づいて、ドプラ法を用いて１画像フレーム分の血流画像を生成する。ここで、１画像フレーム分の血流画像とは、単一時相の収集フレームの反射波データから生成された画像ではなく、複数の時相の複数の収集フレームの複数の反射波データから生成された画像である。そして、画像生成回路１５０は、血流画像データを画像メモリ１６０に格納し（ステップＳ１０８）、第１の生成処理を終了する。このようにして生成された血流画像データは、制御回路１８０により読み出され、ディスプレイ１０３に血流画像として表示される。

次に、図９を用いて、組織画像データ及び造影画像データを生成する第２の生成処理の流れの一例について説明する。図９は、第１の実施形態に係るＢモード処理回路１３０及び画像生成回路１５０が行なう第２の生成処理の流れの一例を説明するためのフローチャートである。なお、第２の生成処理は、第１の生成処理と同様のタイミングで実行される。

図９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、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Ｓ２０２）。

そして、画像生成回路１５０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Ｓ２０３）。そして、画像生成回路１５０は、組織画像データを画像メモリ１６０に格納する（ステップＳ２０４）。

そして、画像生成回路１５０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Ｓ２０５）。そして、画像生成回路１５０は、造影画像データを画像メモリ１６０に格納し（ステップＳ２０６）、第２の生成処理を終了する。

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、血流画像のフレームレートを向上させることができる。また、第１の実施形態では、造影画像を収集するための第２超音波スキャンにより、造影画像のみならず組織画像が収集される。このため、第１の実施形態によれば、組織画像のみを収集するための超音波スキャンが不要となるので、造影画像及び組織画像のフレームレートも向上させることができる。したがって、第１の実施形態に係る超音波診断装置１によれば、血流画像、造影画像及び組織画像の少なくとも２つの画像を好適に収集することができる。

また、ステップＳ１０８，Ｓ２０４，Ｓ２０６に示すように、画像生成回路１５０は、血流画像データ、組織画像データ及び造影画像データそれぞれを互いに独立に画像メモリ１６０に記憶させる。例えば、血流画像、組織画像及び造影画像のうち２つ種類の画像をディスプレイ１０３に表示させている場合であっても、上述したように、３種類の画像データが閲覧用の画像データとして画像メモリ１６０に保存されている。このように、閲覧用の各種の画像データが画像メモリ１６０に保存されているため、第１の実施形態によれば、操作者が各種の画像を閲覧したい場合に、いつでもディスプレイ１０３に表示させることができる。

なお、特許文献２（特開２００９－１１９１３４号公報）では、複数回数の超音波送受信で取得される受信エコー列を用いて、造影モード画像情報、Ｂモード画像情報及びＣＦＭ画像情報を形成することが記載されている。しかしながら、特許文献２では、一般的なＣＦＭ法を用いているため、第１の実施形態に係る超音波診断装置１のように、低流速の血流に関する血流情報を検出することが困難である。また、特許文献１（国際公開第２０１４／１１５７８２号）の技術に、第１の実施形態に係る超音波診断装置１のように振幅変調法を適用させようとすると、ＣＦＭ画像情報に影響が出る可能性がある。

（第１の実施形態の第１の変形例）
第１の実施形態では、送受信回路１１０が、１回の第２超音波スキャンにおいて、第２領域の一部（分割領域）に対する走査を実行する場合について説明した。しかしながら、送受信回路１１０は、１回の第２超音波スキャンにおいて、第２の領域全体に対する走査を実行してもよい。そこで、このような変形例を第１の実施形態の第１の変形例として説明する。

例えば、第２領域の大きさが比較的小さく、第２領域を形成する走査線の数が比較的少ない場合には、送受信回路１１０は、１回の第２超音波スキャンにおいて、第２領域全体に対する走査を実行してもよい。また、超音波として平面波又は幅が広い収束波を送信することで、第２領域全体を走査可能である場合には、送受信回路１１０は、１回の第２超音波スキャンにおいて、平面波又は収束波を送信することで、第２領域全体に対する走査を実行してもよい。すなわち、送受信回路１１０は、第１領域に対する第１超音波スキャン、及び、第２領域の少なくとも一部に対する第２超音波スキャンを交互に実行すればよい。この場合、画像生成回路１５０は、少なくとも１回の第２超音波スキャンの結果に基づく造影画像５１及び組織画像５４を生成すればよい。

（第１の実施形態の第２の変形例）
また、第１の実施形態では、１回の第２超音波スキャンにおいて、分割領域に対する走査を実行する場合について説明した。しかしながら、１回の第２超音波スキャンにおいて走査される領域は分割領域に限られない。そこで、他の例を第１の実施形態の第２の変形例として説明する。

例えば、第２の変形例では、１回の第２超音波スキャンにおいて、第２領域を網羅する複数の領域のそれぞれに対する走査を実行してもよい。ここで、第２の変形例において、隣接する２つの領域の一部は、互いに重なっている。

（第１の実施形態の第３の変形例）
また、第１の実施形態では、第２超音波スキャンにおいて、位相変調法又は振幅変調法のいずれの方法を用いるのかについては、操作者により選択される場合について説明した。しかしながら、制御回路１８０が、位相変調法又は振幅変調法のいずれかの方法を選択してもよい。そこで、このような変形例を第１の実施形態の第３の変形例として説明する。

第３の変形例では、例えば、制御回路１８０が、流速レンジに応じて、位相変調法又は振幅変調法のいずれかの方法を選択する。ここで、流速レンジは、カラードプラ画像である血流画像として表現可能な血流の流速値の範囲である。すなわち、超音波診断装置１において、検出可能な血流の流速値の範囲である。流速レンジは、例えば、操作者が入力装置１０２を操作することにより、操作者により設定可能である。例えば、流速レンジの上限値が所定の閾値以上である場合には、制御回路１８０は、振幅変調法を選択する。一方、流速レンジの上限値が所定の閾値未満である場合には、制御回路１８０は、位相変調法を選択する。そして、送受信回路１１０は、第２超音波スキャンにおいて、選択された方法に基づいて超音波を送信する。この場合、制御回路１８０は、位相変調法を選択した場合と、振幅変調法を選択した場合とで、第２領域を分割する分割領域の数を異ならせてもよい。

なお、制御回路１８０が、流速レンジに応じて、先の図２に示す第１超音波スキャンが行なわれる間隔「Ｔ」を変更してもよい。例えば、操作者は、より低い流速（例えば、特定の流速０．５ｃｍ／ｓ以下の流速）の血流を観察したい場合には、流速レンジの下限値を下げるように、流速レンジを変更する。この場合、より低い流速の血流を検出するために、間隔「Ｔ」が長くなる必要がある。そこで、制御回路１８０は、流速レンジの下限値が低くなるほど、間隔「Ｔ」が長くなるように、間隔「Ｔ」を変更する。そして、制御回路１８０は、変更後の間隔「Ｔ」で第１超音波スキャンを超音波プローブ１０１に行わせるように、送信回路１１０ａを制御する。これにより、より低い流速の血流に関する血流情報を示す血流画像を操作者に観察させるために、流速レンジの下限値に対応して適切に第１超音波スキャンが行われる間隔「Ｔ」を変更することができる。

（第１の実施形態の第４の変形例）
次に、第１の実施形態の第４の変形例について説明する。第４の変形例では、第１の実施形態で図７を参照して説明した画像の表示態様とは異なる他の画像の表示態様の一例について説明する。なお、第４の変形例において説明される各種の画像は、第１の実施形態で説明したような方法と同様の方法で、リアルタイムに表示されたり、ポストプロセスとして表示されたりすることが可能である。

図１０～図２９は、第１の実施形態の第４の変形例に係る他の画像の表示態様の一例について説明するための図である。制御回路１８０は、図１０に示すように、造影画像５１、及び、組織画像５４に血流画像５２が重畳された重畳画像５５を横方向に並べてディスプレイ１０３に表示させてもよい。また、制御回路１８０は、図１１に示すように、造影画像５１及び重畳画像５３を横方向に並べてディスプレイ１０３に表示させてもよい。

また、制御回路１８０は、図１２に示すように、最大輝度画像５６、重畳画像５３及び組織画像５４を横方向に並べてディスプレイ１０３に表示させてもよい。ここで、最大輝度画像５６は、画像生成回路１５０により生成される。例えば、画像生成回路１５０は、微小血流の構造を明瞭に映像化する手法であるＭＦＩ（Micro flow imaging）を用いて、最大輝度画像５６を生成する。具体的には、画像生成回路１５０は、複数の造影画像５１に対して最大輝度保持演算（最大値保持演算）処理を施して、複数の造影画像５１の中から画素毎に最大輝度を選択し、選択された最大輝度で各画素が示される最大輝度画像５６を生成する。ここで、ＭＦＩでは、送受信回路１１０は、高音圧の超音波の送信（フラッシュとも呼ばれる）を行うことにより、気泡（バブル）を一掃してから、画像生成回路１５０が、再灌流を映像化する。なお、このような高音圧の超音波の送信を行うか否かは操作者により選択される。

また、制御回路１８０は、図１３に示すように、最大輝度画像５６及び重畳画像５５を横方向に並べてディスプレイ１０３に表示させてもよい。また、制御回路１８０は、図１４に示すように、最大輝度画像５６及び重畳画像５３を横方向に並べてディスプレイ１０３に表示させてもよい。

また、制御回路１８０は、図１５に示すように、積算画像５７、重畳画像５３及び組織画像５４を横方向に並べてディスプレイ１０３に表示させてもよい。ここで、積算画像５７は、画像生成回路１５０により生成される。例えば、画像生成回路１５０は、複数の造影画像５１を時間方向で積算した積算画像５７を生成する。

また、制御回路１８０は、図１６に示すように、積算画像５７及び重畳画像５５を横方向に並べてディスプレイ１０３に表示させてもよい。また、制御回路１８０は、図１７に示すように、積算画像５７及び重畳画像５３を横方向に並べてディスプレイ１０３に表示させてもよい。

また、制御回路１８０は、図１８～図２９に示すように、行列状に、各種画像を並べてディスプレイ１０３に表示させてもよい。例えば、制御回路１８０は、図１８に示すように、ディスプレイ１０３上の表示領域において、左右方向に２つの画像、及び、上下方向に２つの画像を配置可能な４つの領域を設定する。以下、図面に対して左上の領域を左上領域とし、右上の領域を右上領域とし、左下の領域を左下領域とし、右下の領域を右下領域とする。

そして、制御回路１８０は、図１８に示すように、左上領域に造影画像５１が表示され、右上領域に重畳画像５３が表示され、右下領域に組織画像５４が表示されるようにディスプレイ１０３を制御してもよい。

また、制御回路１８０は、図１９に示すように、図１８の表示状態から更に、左下領域に最大輝度画像５６が表示されるようにディスプレイ１０３を制御してもよい。

また、制御回路１８０は、図２０に示すように、図１９において左下領域に表示された最大輝度画像５６に代えて積算画像５７が表示されるようにディスプレイ１０３を制御してもよい。

また、制御回路１８０は、図２１に示すように、図１９において左下領域に表示された最大輝度画像５６に代えて支援画像５８が表示されるようにディスプレイ１０３を制御してもよい。ここで、支援画像５８は、医師や臨床検査技師等の操作者の超音波診断装置１の操作及び超音波診断装置１を用いた検査等を支援するための画像であり、画像生成回路１５０により生成される。

例えば、画像生成回路１５０は、造影画像５１、組織画像５４及び血流画像５２の少なくとも１つの画像に描出された被検体Ｐの部位に対して所定の計測を行い、計測結果を示す支援画像５８を生成する。なお、かかる計測を行う際に、本変形例では、計測カーソルとして、造影画像５１、組織画像５４及び血流画像５２の３つの画像上を同期を取りながら同時に移動する３つのカーソル（トリプルカーソル）が用いられてもよい。なお、計測対象の画像が４つである場合には、同様に、４つの画像上を同期を取りながら同時に移動する４つのカーソル（クアッドカーソル）が用いられてもよい。

なお、画像生成回路１５０は、支援画像５８として、検査の手順を示す画像を生成してもよい。また、画像生成回路１５０は、支援画像５８として、第１超音波スキャン及び第２超音波スキャンの少なくとも１つの画質条件を示す画像を生成してもよい。

また、制御回路１８０は、図２２に示すように、図１９において左下領域に表示された最大輝度画像５６に代えて解析結果画像５９が表示されるようにディスプレイ１０３を制御してもよい。ここで、解析結果画像５９は、造影画像５１、組織画像５４及び血流画像５２の少なくとも１つの画像に対して解析した結果（解析結果）を示す画像であり、画像生成回路１５０により生成される。

例えば、画像生成回路１５０は、時間方向における複数の造影画像５１又は血流画像５２に対する解析としてＴＣＡ（Time Curve Analysis）を実行してもよい。ＴＣＡは、例えば、関心領域等の解析領域内の造影剤の濃度の時間変化を観察し、造影剤の濃度の時間変化を示すグラフを生成したり、造影剤の濃度の時間変化から腫瘍を確認したりする。画像生成回路１５０は、ＴＣＡを実行して、解析結果画像５９として、造影剤の濃度の時間変化を示すグラフを示す画像を生成したり、腫瘍の確認結果を示す画像を生成したりする。

また、例えば、画像生成回路１５０は、パラメトリックイメージング（Parametric imaging）により解析結果画像５９を生成してもよい。パラメトリックイメージングは、造影剤を注入して収集される血流情報を所定のパラメータ値によって表現する画像表現方法である。例えば、画像生成回路１５０は、パラメトリックイメージングにより、造影画像５１の画素ごとに造影剤の時間濃度曲線（Time Density Curve：ＴＤＣ）を算出し、算出したＴＤＣを用いて各種パラメータ値を算出する。ここで、パラメトリックイメージングにおけるパラメータ値として、例えば、ＴＤＣにおいてピークに至るまでの時間（Time To Peak：ＴＴＰ）や、ピークの高さ（Peak Height：ＰＨ）、ＴＤＣの面積（Area Under Curve：ＡＵＣ）、造影剤の到達時間（Arrival Time：ＡＴ）、ピークから造影剤が流出しきるまでの時間（Wash Out）、平均通過時間（Mean Transit Time：ＭＴＴ）等が算出される。そして、画像生成回路１５０は、パラメトリックイメージングにより、観察者が所望する血流情報に応じたパラメータ値を画素ごとに算出し、算出したパラメータ値に対応する色で画像上の各画素をカラー化した画像を解析結果画像５９として生成する。

また、例えば、画像生成回路１５０は、特開２０１８－１５１５５号公報に記載されている技術を用いて、造影剤として用いられる微小気泡（マイクロバブル）の一つ一つをトラッキング（追跡）することで、造影剤が流れる向き及び移動速度を定量的に示す画像を解析結果画像５９として生成してもよい。

例えば、画像生成回路１５０は、ある時相に対応する造影画像５１（第１造影画像）及び他の時相に対応する造影画像５１（第２造影画像）それぞれにおける造影剤の位置を特定する。そして、画像生成回路１５０は、第１造影画像及び第２造影画像それぞれにおける造影剤の位置に基づいて、造影剤の移動を表すベクトルを算出する。そして、画像生成回路１５０は、組織画像５４に、ベクトルを示す形状を有するインジケータを重畳させた重畳画像を、解析結果画像５９として生成する。

また、制御回路１８０は、図２３に示すように、図１９において左下領域に表示された最大輝度画像５６に代えて参照画像６０が表示されるようにディスプレイ１０３を制御してもよい。ここで、参照画像６０は、超音波診断装置とは異なる他の医用画像診断装置（Ｘ線ＣＴ（Computed Tomography）装置、磁気共鳴イメージング（Magnetic Resonance Imaging）装置等）で収集された被検体Ｐの医用画像であってもよい。例えば、制御回路１８０は、いわゆるフュージョン機能により、他の医用画像診断装置によりボリュームデータから生成されたＭＰＲ（MultiPlanar Reconstruction）画像であって、表示中の造影画像５１、血流画像５２又は組織画像５４と同一断面のＭＰＲ画像を参照画像６０としてディスプレイ１０３に表示させる。参照画像６０は、超音波プローブ１０１の移動等による表示中の造影画像５１、血流画像５２又は組織画像５４の変化に伴い、変化する。

また、参照画像６０は、超音波診断装置１で収集された画像であってもよい。例えば、参照画像６０は、表示中の血流画像５２と同一時相の血流画像であって、過去の検査において超音波診断装置１で収集された血流画像であってもよい。同様に、参照画像６０は、表示中の造影画像５１と同一時相の造影画像であって、過去の検査において超音波診断装置１で収集された造影画像であってもよい。また、参照画像６０は、表示中の組織画像５４と同一時相の組織画像であって、過去の検査において超音波診断装置１で収集された組織画像であってもよい。

また、例えば、参照画像６０は、表示中の血流画像５２と同一の検査において収集された血流画像であって、表示中の血流画像５２と時相が異なる血流画像であってもよい。同様に、参照画像６０は、表示中の造影画像５１と同一の検査において収集された造影画像であって、表示中の造影画像５１と時相が異なる造影画像であってもよい。また、参照画像６０は、表示中の組織画像５４と同一の検査において収集された組織画像であって、表示中の組織画像５４と時相が異なる組織画像であってもよい。例えば、後期相の造影画像５１がディスプレイ１０３に表示されている場合には、制御回路１８０は、参照画像６０として、動脈相の造影画像をディスプレイ１０３に表示させてもよい。

また、制御回路１８０は、図２４に示すように、左上領域に造影画像５１が表示され、右上領域に組織画像５４が表示され、左下領域に重畳画像５５が表示され、右下領域に合成画像６１が表示されるようにディスプレイ１０３を制御してもよい。ここで、合成画像６１は、造影画像５１と組織画像５４とが合成された画像であり、画像生成回路１５０により生成される。例えば、画像生成回路１５０は、造影画像５１と組織画像５４とを合成して、合成画像６１を生成する。

また、制御回路１８０は、図２５に示すように、図２４において左下領域に表示された重畳画像５５に代えて重畳画像５３が表示されるようにディスプレイ１０３を制御してもよい。

また、制御回路１８０は、図２６に示すように、図２４において左下領域に表示された重畳画像５５に代えて、組織画像５４に最大輝度画像６２が重畳された重畳画像６３が表示されるようにディスプレイ１０３を制御してもよい。

ここで、最大輝度画像６２及び重畳画像６３は、画像生成回路１５０により生成される。例えば、画像生成回路１５０は、上述したＭＦＩ（Micro flow imaging）を用いて、最大輝度画像６２を生成する。具体的には、画像生成回路１５０は、複数の血流画像５２に対して最大輝度保持演算処理を施して、複数の血流画像５２の中から画素毎に最大輝度を選択し、選択された最大輝度で各画素が示される最大輝度画像６２を生成する。そして、画像生成回路１５０は、組織画像５４に最大輝度画像６２を重畳させて重畳画像６３を生成する。

また、制御回路１８０は、図２７に示すように、図２４において左下領域に表示された重畳画像５５に代えて、組織画像５４に積算画像６４が重畳された重畳画像６５が表示されるようにディスプレイ１０３を制御してもよい。ここで、積算画像６４及び重畳画像６５は、画像生成回路１５０により生成される。例えば、画像生成回路１５０は、複数の血流画像５２を時間方向で積算した積算画像６４を生成する。そして、画像生成回路１５０は、組織画像５４に積算画像６４を重畳させて重畳画像６５を生成する。

また、制御回路１８０は、図２８に示すように、図２４において左下領域に表示された重畳画像５５に代えて、造影画像５１に最大輝度画像６２が重畳された重畳画像６６が表示されるようにディスプレイ１０３を制御してもよい。ここで、重畳画像６６は、画像生成回路１５０により生成される。例えば、画像生成回路１５０は、造影画像５１に最大輝度画像６２を重畳させて重畳画像６６を生成する。

また、制御回路１８０は、図２９に示すように、図２４において左下領域に表示された重畳画像５５に代えて、造影画像５１に積算画像６４が重畳された重畳画像６７が表示されるようにディスプレイ１０３を制御してもよい。ここで、重畳画像６７は、画像生成回路１５０により生成される。例えば、画像生成回路１５０は、造影画像５１に積算画像６４を重畳させて重畳画像６７を生成する。

（第１の実施形態の第５の変形例）
なお、第１の実施形態の第３の変形例では、制御回路１８０が、流速レンジに応じて、第１超音波スキャンが行なわれる間隔「Ｔ」を変更する場合について説明した。しかしながら、制御回路１８０が、他の条件に応じて、間隔「Ｔ」を変更してもよい。そこで、このような変形例を第１の実施形態の第５の変形例として説明する。

第５の変形例では、例えば、入力装置１０２は、操作者から、優先情報を受け付ける。ここで、優先情報とは、例えば、ディスプレイ１０３に表示される血流画像５２の表示フレームレートを高くすることを優先させるのか、又は、より低い流速（例えば、特定の流速０．５ｃｍ／ｓ以下の流速）の血流に関する血流情報を示す血流画像が表示されることを優先させるのかを示す情報である。なお、入力装置１０２が優先情報を受け付けるよりも前の段階では、第１超音波スキャンが行なわれる間隔「Ｔ」として所定の初期値が設定されているものとする。

そして、制御回路１８０は、入力装置１０２により受け付けられた優先情報に応じて、第１超音波スキャンが行なわれる間隔「Ｔ」を変更する。例えば、優先情報が、血流画像５２の表示フレームレートを高くすることを優先させることを示す場合について説明する。この場合、制御回路１８０は、間隔「Ｔ」が初期値から短くなるように、間隔「Ｔ」を変更する。

次に、優先情報が、より低い血流に関する血流情報を示す血流画像が表示されることを優先させることを示す場合について説明する。この場合、制御回路１８０は、間隔「Ｔ」が初期値から長くなるように、間隔「Ｔ」を変更する。
そして、制御回路１８０は、変更後の間隔「Ｔ」で第１超音波スキャンを超音波プローブ１０１に行わせるように、送信回路１１０ａを制御する。

（第２の実施形態）
上述した第１の実施形態では、第１超音波スキャンと第２超音波スキャンとが交互に実行されるが、第１超音波スキャンにおいて最後に送信された超音波の残留エコーが、第２超音波スキャンにおいて最初に送信された超音波の反射波の受信期間に入ってしまう場合がある。これは、送受信回路１１０が、第１超音波スキャンにおいて最後に送信された超音波の深部からの反射波を受信する前に、第２超音波スキャンにおいて超音波を送信することが原因であると考えられる。

図３０Ａ及び図３０Ｂは、残留エコーの一例を示す図である。まず、第２超音波スキャンにおいて、位相変調法が用いられる場合について説明する。この場合には、図３０Ａに示すように、送受信回路１１０は、第１超音波スキャンにおいて最後の超音波７０を送信した後、第２超音波スキャンにおいて１番目の走査線で、位相が異なる２つの超音波７１，７２を送信する。そして、送受信回路１１０は、第２超音波スキャンにおいて２番目の走査線で、位相が異なる２つの超音波７３，７４を送信する。

このとき、図３０Ａに示すように、超音波７０の残留エコー７０ａが、超音波７１の反射波の受信期間に入ってしまう。同様に、超音波７１～７３のそれぞれの残留エコー７１ａ～７３ａが、超音波７２～７４のそれぞれの反射波の受信期間に入ってしまう。このとき、第２超音波スキャンの２番目の走査線において、残留エコー７２ａと残留エコー７３ａとは位相が互いに１８０度異なり、かつ、振幅が同じであるので、残留エコー７２ａに残留エコー７３ａが加算されて残留エコーは「０」となる。しかしながら、第２超音波スキャンの１番目の走査線において、残留エコー７０ａと残留エコー７１ａとは位相が同一であり、振幅が「０」ではないため、残留エコー７０ａに残留エコー７１ａが加算されても、残留エコーは「０」とはならない。

次に、第２超音波スキャンにおいて、振幅変調法が用いられる場合について説明する。この場合には、図３０Ｂに示すように、送受信回路１１０は、第１超音波スキャンにおいて最後の超音波７０を送信した後、第２超音波スキャンにおいて１番目の走査線で、振幅が「０．５」である超音波８１、振幅が「１」である超音波８２、及び、振幅が「０．５」である超音波８３を、この順で送信する。そして、送受信回路１１０は、第２超音波スキャンにおいて２番目の走査線で、振幅が「０．５」である超音波８４、振幅が「１」である超音波８５、及び、振幅が「０．５」である超音波８６を、この順で送信する。

このとき、図３０Ｂに示すように、超音波７０の残留エコー７０ａが、超音波８１の反射波の受信期間に入ってしまう。同様に、超音波８１，８２，８４，８５のそれぞれの残留エコー８１ａ，８２ａ，８４ａ，８５ａが、超音波８２，８３，８５，８６のそれぞれの反射波の受信期間に入ってしまう。このとき、第２超音波スキャンの２番目の走査線において、残留エコー８４ａ、残留エコー８５ａ及び超音波８６の残留エコー８６ａは位相が同一であり、かつ、振幅の比が（１：２：１）であるので、残留エコー８５ａから残留エコー８４ａが減算された残留エコーから、残留エコー８６ａが減算されると、残留エコーは「０」となる。一方、第２超音波スキャンの１番目の走査線では、残留エコー７０ａが存在するため、残留エコーは「０」とはならない。

そこで、残留エコー対策を行う第２の実施形態に係る超音波診断装置について説明する。第２の実施形態に係る超音波診断装置は、第１の実施形態に係る超音波診断装置１が有する各種の機能に加えて、更に、残留エコー対策を行う機能を有する。

図３１Ａは、第２超音波スキャンにおいて、位相変調法が用いられる場合の残留エコー対策について説明するための図である。図３１Ａに示すように、第２の実施形態に係る送受信回路１１０は、超音波７２と同一の位相であり、かつ、同一の振幅の超音波７４を、第１超音波スキャンにおける最後に送信される超音波として送信する。この結果、図３１Ａに示すように、超音波７４の残留エコー７４ａが、超音波７１の反射波の受信期間に入る。このとき、第２超音波スキャンの１番目の走査線において、残留エコー７４ａと残留エコー７１ａとは位相が互いに１８０度異なり、かつ、振幅が同じであるので、残留エコー７４ａに残留エコー７１ａが加算されて残留エコーは「０」となる。したがって、第２超音波スキャンの１番目の走査線において残留エコーを「０」とすることができる。

図３１Ｂは、第２超音波スキャンにおいて、振幅変調法が用いられる場合の残留エコー対策について説明するための図である。図３１Ｂに示すように、第２の実施形態に係る送受信回路１１０は、超音波７０が送信されてから、所定の時間が経過したタイミングで、第２超音波スキャンにおいて最初の超音波８１を送信する。

ここで、所定の時間とは、例えば、超音波プローブ１０１の圧電振動子から、第２超音波スキャンに基づく造影画像５１における深さまでの距離Ｄを２倍した距離２Ｄを、第２超音波スキャンにおいて送信される超音波（超音波８１～８６）が進むのにかかる時間である。すなわち、所定の時間は、造影画像５１における深さに対応する時間である。

この結果、図３１Ｂに示すように、超音波７０の残留エコー７０ａが、超音波８１の反射波の受信期間に入らない。このとき、第２超音波スキャンの１番目の走査線において、残留エコー８１ａ、残留エコー８２ａ及び超音波８３の残留エコー８３ａは位相が同一であり、かつ、振幅の比が（１：２：１）であるので、残留エコー８２ａから残留エコー８３ａが減算された残留エコーから、残留エコー８１ａが減算されると、残留エコーは「０」となる。したがって、第２超音波スキャンの１番目の走査線において残留エコーを「０」とすることができる。

図３２は、図３０Ａ又は図３０Ｂに示す第２超音波スキャンに基づく造影画像の一例である。図３２に示すように、残留エコーがスジ状のアーティファクトとなって造影画像に現れている。図３３は、図３１Ａ又は図３１Ｂに示す第２超音波スキャンに基づく造影画像の一例である。図３３に示す造影画像では、図３１Ａ又は図３１Ｂにおいて残留エコーが「０」となっているため、残留エコーによるアーティファクトが発生していない。

以上、第２の実施形態に係る超音波診断装置について説明した。第２の実施形態に係る超音波診断装置によれば、上述したように、残留エコー対策を行うことができる。また、第２の実施形態に係る超音波診断装置によれば、第１の実施形態に係る超音波診断装置１と同様に、血流画像、造影画像及び組織画像の少なくとも２つの画像を好適に収集することができる。

なお、上述した各実施形態及び各変形例では、第２超音波スキャンにおいて、位相変調法又は振幅変調法が用いられる場合について説明した。しかしながら、第２超音波スキャンにおいて、振幅位相変調法（ＡＭＰＭ）が用いられてもよい。振幅位相変調法は、例えば、走査範囲を構成する各走査線で、位相及び振幅が異なる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。例えば、２種類の超音波として、第１の種類の超音波及び第２の種類の超音波を例に挙げて説明する。

例えば、第１の種類の超音波の振幅「Ａ１」と、第２の種類の超音波の振幅「Ａ２」との比率（Ａ１：Ａ２）は、「１：２」である。また、第１の種類の超音波の位相と、第２の種類の超音波の位相は、異なる。例えば、第１の種類の超音波の位相と、第２の種類の超音波の位相は、１８０度異なる。

例えば、振幅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、第１の種類の超音波、第２の種類の超音波及び第１の種類の超音波の３つの超音波を、この順で送信する。そして、Ｂモード処理回路１３０が、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算する。振幅位相変調法を用いる場合、第２超音波スキャンは、振幅及び位相が異なる２種類の超音波それぞれの送受信を含む。

また、上述した第３の変形例では、制御回路１８０が、１つの閾値を用いて、流速レンジに応じて、位相変調法又は振幅変調法のいずれかの方法を選択する場合について説明した。しかしながら、制御回路１８０が、同様の方法で、２つの閾値を用いて、流速レンジに応じて、位相変調法、振幅変調法又は振幅位相変調法のいずれかの方法を選択してもよい。この場合、制御回路１８０は、位相変調法を選択した場合と、振幅変調法を選択した場合と、振幅位相変調法を選択した場合とで、第２領域を分割する分割領域の数を異ならせてもよい。

以上述べた少なくとも１つの実施形態又は変形例によれば、血流画像、造影画像及び組織画像の少なくとも２つの画像を好適に収集することができる。

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、特許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。

１ 超音波診断装置
１１０ 送受信回路
１５０ 画像生成回路

Claims (13)

1. 造影剤が注入された被検体内の第１領域に対する第１超音波スキャンと、振幅及び位相の少なくとも一方が異なる２種類の超音波を含み、前記第１領域と重なる、前記被検体内の第２領域に対する第２超音波スキャンとを、超音波プローブを介して交互に実行する送受信部と、
   前記第１領域に対する複数回の前記第１超音波スキャンによって取得された、複数の受信データに基づいて、前記第１領域に対する血流画像を生成する血流画像生成部と、
   前記第２領域を複数に分けた領域それぞれに対する前記第２超音波スキャンによって取得された前記２種類の超音波の一方の受信データに基づいて、前記第２領域に対する組織画像を生成する組織画像生成部と、
   前記第２領域を複数に分けた領域それぞれに対する前記第２超音波スキャンによって取得された前記２種類の超音波の両方の受信データに基づいて、前記第２領域に対する造影画像を生成する造影画像生成部と、
   前記血流画像、前記組織画像および前記造影画像が生成されるのと並行して、前記血流画像、前記組織画像および前記造影画像を表示部に表示する表示制御部と、
   を備える、超音波診断装置。
2. 前記表示制御部は、前記血流画像、前記組織画像および前記造影画像を並べて前記表示部に表示する、
   請求項１に記載の超音波診断装置。
3. 前記表示制御部は、前記血流画像と前記組織画像とが重畳された第１の重畳画像と、前記造影画像と前記組織画像とが重畳された第２の重畳画像とを並べて前記表示部に表示する、
   請求項１に記載の超音波診断装置。
4. 前記表示制御部は、前記血流画像と前記組織画像とが重畳された重畳画像と、前記造影画像とを並べて前記表示部に表示する、
   請求項１に記載の超音波診断装置。
5. 前記表示制御部は、前記血流画像と前記組織画像とが重畳された第１の重畳画像と、前記造影画像と前記組織画像とが重畳された第２の重畳画像と、前記造影画像と、前記組織画像とを並べて前記表示部に表示する、
   請求項１に記載の超音波診断装置。
6. 前記第１領域内の各位置について、複数回の前記第１超音波スキャンで収集されたデータ列を取得し、前記データ列に基づいて生成された適応型ＭＴＩ（Motion Target Indicator）フィルタに、前記データ列を入力することで血流情報を取得する血流情報取得部を備え、
   前記血流画像生成部は、前記血流情報に基づいて血流画像を生成する、
   請求項１に記載の超音波診断装置。
7. 複数の前記造影画像又は複数の前記血流画像を時間方向で積算した積算画像を生成する積算画像生成部を更に備え、
   前記表示制御部は、更に、前記積算画像を前記表示部に表示する、
   請求項１に記載の超音波診断装置。
8. 複数の前記造影画像又は複数の前記血流画像の中から、画素毎に最大輝度を選択し、各画素が前記最大輝度で示される最大輝度画像を生成する最大輝度画像生成部を更に備え、
   前記表示制御部は、更に、前記最大輝度画像を前記表示部に表示する、
   請求項１に記載の超音波診断装置。
9. 前記表示制御部は、更に、前記血流画像、前記造影画像及び前記組織画像の少なくとも１つの画像に対する解析結果を示す解析結果画像を前記表示部に表示する、
   請求項１に記載の超音波診断装置。
10. 前記表示制御部は、更に、前記血流画像、前記造影画像及び前記組織画像の少なくとも１つの画像を用いた前記被検体に関する計測結果、操作者の操作手順、又は、前記第１超音波スキャン及び前記第２超音波スキャンの少なくとも１つの走査の画質条件を示す支援画像を前記表示部に表示する、
    請求項１に記載の超音波診断装置。
11. 前記表示制御部は、更に、前記超音波診断装置以外の医用画像診断装置で収集された前記被検体の参照画像、又は、前記超音波診断装置で収集された参照画像であって、表示中の前記血流画像、前記造影画像又は前記組織画像とは時相が異なる参照画像又は同一の参照画像を前記表示部に表示する、
    請求項１に記載の超音波診断装置。
12. 流速レンジに応じて、前記第１超音波スキャンが行なわれる間隔を変更する制御部を更に備える、
    請求項１に記載の超音波診断装置。
13. 前記表示部に表示される前記血流画像の表示フレームレートを高くするのか、又は、特定の流速以下の血流に関する血流情報を示す血流画像が表示されることを優先させるのかを示す情報に応じて、前記第１超音波スキャンが行われる間隔を変更する制御部を更に備える、
    請求項１に記載の超音波診断装置。

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