JP6356276B2 - 超音波診断装置及び制御方法 - Google Patents

Description

本発明の実施形態は、超音波診断装置及び制御方法に関する。

従来、超音波画像診断において、移動体情報を示す画像（例えば、カラードプラ画像等の血流像）を高速フレームレートで映像化する方法が知られている。また、従来、超音波画像診断において、例えば、組織像（Ｂモード画像）と血流像とを同時に表示することも行なわれている。

しかし、従来の方法で、Ｂモード画像と血流像とを同時に表示する場合において、高フレームレートでノイズが少なく高感度の血流像を表示するためには、Ｂモード専用のスキャンを行わずに、血流情報を取得するための受信信号からＢモード画像の生成表示を行なう必要があった。このため、例えば、受信信号が飽和する、走査線密度が低い、或いは、組織ハーモニックイメージングを行なえない等の理由により、組織像の画質が低下する場合があった。

特許第３７２４８４６号公報 特開２０１１−２５４８６２号公報

本発明が解決しようとする課題は、同時に表示される移動体情報を示す画像と組織像との画質を向上させることができる超音波診断装置及び制御方法を提供することである。

実施形態の超音波診断装置は、超音波プローブと、制御部と、画像生成部とを備える。超音波プローブは、超音波の送受信を行なう。制御部は、第１走査範囲内の移動体の運動に関する情報を取得する第１超音波走査を超音波プローブに実行させ、第２走査範囲内の組織形状の情報を取得する第２超音波走査として当該第２走査範囲を分割した複数の分割範囲それぞれの超音波走査を、第１超音波走査の間に時分割で超音波プローブに実行させる。画像生成部は、前記第１超音波走査により取得された前記移動体の運動に関する情報を有する第１超音波画像を生成し、前記複数の分割範囲それぞれで実行された前記第２超音波走査により取得された前記組織形状の情報を有する分割画像を各々生成することで、前記第２走査範囲の第２超音波画像を生成する。前記制御部は、前記第１超音波画像及び前記第２超音波画像を表示部に表示させ、前記第１走査範囲を形成する複数の走査線それぞれで取得した受信信号をフレーム方向でハイパスフィルタ処理を行なって前記移動体の運動に関する情報を取得する方法に基づく超音波走査を、前記第１超音波走査として実行させ、前記第２超音波走査を実行させた分割範囲で新規に分割画像が生成されるごとに、前記表示部に表示された当該分割範囲の既存の分割画像を新規に生成された前記分割画像で更新する。

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、Ｂモード処理部が行なう処理の一例を示す図である。 図３は、図１に示すドプラ処理部の構成例を示すブロック図である。 図４は、高フレームレート法で行なわれるウォールフィルタ処理を説明するための図である。 図５Ａは、従来方法の一例を説明するための図（１）である。 図５Ｂは、従来方法の一例を説明するための図（２）である。 図６は、従来方法の課題の一例を示す図である。 図７は、第１の実施形態に係る制御部を説明するための図（１）である。 図８は、第１の実施形態に係る制御部を説明するための図（２）である。 図９Ａは、第１の実施形態に係る表示形態の一例を示す図（１）である。 図９Ｂは、第１の実施形態に係る表示形態の一例を示す図（２）である。 図１０は、第１の実施形態に係る超音波診断装置の超音波走査制御処理の一例を説明するためのフローチャートである。 図１１は、第２の実施形態を説明するための図である。 図１２は、第２の実施形態に係る超音波診断装置の出力制御処理の一例を説明するためのフローチャートである。 図１３Ａは、第３の実施形態を説明するための図（１）である。 図１３Ｂは、第３の実施形態を説明するための図（２）である。 図１４Ａは、第４の実施形態を説明するための図（１）である。 図１４Ｂは、第４の実施形態を説明するための図（２）である。 図１５は、第５の実施形態を説明するための図（１）である。 図１６は、第５の実施形態を説明するための図（２）である。 図１７は、第５の実施形態を説明するための図（３）である。

以下、添付図面を参照して、超音波診断装置の実施形態を詳細に説明する。

（第１の実施形態）
まず、第１の実施形態に係る超音波診断装置の構成について説明する。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は、超音波プローブ１と、モニタ２と、入力装置３と、装置本体１０とを有する。

超音波プローブ１は、超音波の送受信を行なうために、装置本体１０に接続される。超音波プローブ１は、例えば、複数の圧電振動子を有し、これら複数の圧電振動子は、後述する装置本体１０が有する送受信部１１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１が有する複数の圧電振動子は、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１は、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１は、装置本体１０と着脱自在に接続される。

超音波プローブ１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１が有する複数の圧電振動子にて受信される。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。

なお、第１の実施形態は、超音波プローブ１が、被検体Ｐを２次元で走査する１Ｄアレイプローブであっても、被検体Ｐを３次元で走査するメカニカル４Ｄプローブや２Ｄアレイプローブであっても適用可能である。

入力装置３は、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を有する。入力装置３は、超音波診断装置の操作者からの各種設定要求を受け付け、装置本体１０に対して受け付けた各種設定要求を転送する。

モニタ２は、超音波診断装置の操作者が入力装置３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１０において生成された超音波画像データ等を表示したりする。

装置本体１０は、超音波プローブ１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装置である。図１に示す装置本体１０は、２次元の反射波信号に基づいて２次元の超音波画像データを生成可能であり、３次元の反射波信号に基づいて３次元の超音波画像データを生成可能な装置である。ただし、第１の実施形態は、装置本体１０が、２次元データ専用の装置である場合であっても適用可能である。

装置本体１０は、図１に例示するように、送受信部１１と、バッファ１２と、Ｂモード処理部１３と、ドプラ処理部１４と、画像生成部１５と、画像メモリ１６と、内部記憶部１７と、制御部１８とを有する。

送受信部１１は、後述する制御部１８の指示に基づいて、超音波プローブ１が行なう超音波送受信を制御する。送受信部１１は、パルス発生器、送信遅延回路、パルサ等を有し、超音波プローブ１に駆動信号を供給する。パルス発生器は、所定の繰り返し周波数（ＰＲＦ：Pulse Repetition Frequency）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。また、送信遅延回路は、超音波プローブ１から発生される超音波をビーム状に集束し、かつ送信指向性を決定するために必要な圧電振動子ごとの遅延時間を、パルス発生器が発生する各レートパルスに対し与える。また、パルサは、レートパルスに基づくタイミングで、超音波プローブ１に駆動信号（駆動パルス）を印加する。すなわち、送信遅延回路は、各レートパルスに対し与える遅延時間を変化させることで、圧電振動子面から送信される超音波の送信方向を任意に調整する。

なお、送受信部１１は、後述する制御部１８の指示に基づいて、所定の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、又は、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。

また、送受信部１１は、アンプ回路、Ａ／Ｄ（Analog／Digital）変換器、受信遅延回路、加算器、直交検波回路等を有し、超音波プローブ１が受信した反射波信号に対して各種処理を行って反射波データを生成する。アンプ回路は、反射波信号をチャンネル毎に増幅してゲイン補正処理を行う。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。受信遅延回路は、デジタルデータに受信指向性を決定するのに必要な受信遅延時間を与える。加算器は、受信遅延回路により受信遅延時間が与えられた反射波信号の加算処理を行う。加算器の加算処理により、反射波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る。

そして、直交検波回路は、加算器の出力信号をベースバンド帯域の同相信号（Ｉ信号、Ｉ：In-pahse）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（以下、ＩＱ信号と記載する）を反射波データとして、バッファ１２に格納する。なお、直交検波回路は、加算器の出力信号を、ＲＦ（Radio Frequency）信号に変換した上で、バッファ１２に格納してもよい。ＩＱ信号や、ＲＦ信号は、位相情報が含まれる信号（受信信号）となる。以下では、送受信部１１が出力する反射波データを、受信信号と記載する場合がある。

送受信部１１は、被検体Ｐを２次元走査する場合、超音波プローブ１から２次元の超音波ビームを送信させる。そして、送受信部１１は、超音波プローブ１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、送受信部１１は、被検体Ｐを３次元走査する場合、超音波プローブ１から３次元の超音波ビームを送信させる。そして、送受信部１１は、超音波プローブ１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。

また、送受信部１１は、１回の超音波ビームの送信により得られる各圧電振動子の反射波信号から複数の受信フォーカスの反射波データを生成することができる。すなわち、送受信部１１は、並列同時受信処理を行なうことが可能な回路である。なお、第１の実施形態は、送受信部１１が並列同時受信処理を実行できない場合であっても適用可能である。

バッファ１２は、送受信部１１が生成した反射波データ（ＩＱ信号）を一時的に記憶するバッファである。具体的には、バッファ１２は、数フレーム分のＩＱ信号、又は、数ボリューム分のＩＱ信号を記憶する。例えば、バッファ１２は、ＦＩＦＯ（First-In/First-Out）メモリであり、所定フレーム分のＩＱ信号を記憶する。そして、例えば、バッファ１２は、新たに１フレーム分のＩＱ信号が送受信部１１にて生成された場合、生成時間が最も古い１フレーム分のＩＱ信号を破棄して、新たに生成された１フレーム分のＩ／Ｑ信号を記憶する。

Ｂモード処理部１３及びドプラ処理部１４は、送受信部１１が反射波信号から生成した反射波データに対して、各種の信号処理を行なう信号処理部である。図２は、Ｂモード処理部が行なう処理の一例を示す図である。Ｂモード処理部１３は、図２に例示するように、バッファ１２から読み出した反射波データ（ＩＱ信号）に対して、対数増幅、包絡線検波処理、対数圧縮などを行なって、多点の信号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。

なお、Ｂモード処理部１３は、フィルタ処理により、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モード処理部１３のフィルタ処理機能を用いることにより、コントラストハーモニックイメージング（ＣＨＩ：Contrast Harmonic Imaging）や、ティッシュハーモニックイメージング（ＴＨＩ：Tissue Harmonic Imaging）等のハーモニックイメージングを実行可能である。すなわち、Ｂモード処理部１３は、造影剤が注入された被検体Ｐの反射波データから、造影剤（微小気泡、バブル）を反射源とするハーモニック成分の反射波データ（高調波データ又は分周波データ）と、被検体Ｐ内の組織を反射源とする基本波成分の反射波データ（基本波データ）とを分離することができる。Ｂモード処理部１３は、ハーモニック成分の反射波データ（受信信号）から、造影画像データを生成するためのＢモードデータを生成することができる。

また、このＢモード処理部１３のフィルタ処理機能を用いることにより、ティッシュハーモニックイメージング（ＴＨＩ：Tissue Harmonic Imaging）において、被検体Ｐの反射波データから、ハーモニック成分の反射波データ（受信信号）である高調波データ又は分周波データを分離することができる。そして、Ｂモード処理部１３は、ハーモニック成分の反射波データ（受信信号）から、ノイズ成分を除去した組織画像データを生成するためのＢモードデータを生成することができる。

また、ＣＨＩやＴＨＩのハーモニックイメージングを行なう際、Ｂモード処理部１３は、上述したフィルタ処理を用いた方法とは異なる方法により、ハーモニック成分を抽出することができる。ハーモニックイメージングでは、振幅変調（ＡＭ：Amplitude Modulation）法や位相変調（ＰＭ：Phase Modulation）法、ＡＭ法及びＰＭ法を組み合わせたＡＭＰＭ法と呼ばれる映像法が行なわれる。ＡＭ法、ＰＭ法及びＡＭＰＭ法では、同一の走査線に対して振幅や位相が異なる超音波送信を複数回行なう。これにより、送受信部１１は、各走査線で複数の反射波データ（受信信号）を生成し出力する。そして、Ｂモード処理部１３は、各走査線の複数の反射波データ（受信信号）を、変調法に応じた加減算処理することで、ハーモニック成分を抽出する。そして、Ｂモード処理部１３は、ハーモニック成分の反射波データ（受信信号）に対して包絡線検波処理等を行なって、Ｂモードデータを生成する。

例えば、ＰＭ法が行なわれる場合、送受信部１１は、制御部１８が設定したスキャンシーケンスにより、例えば（−１，１）のように、位相極性を反転させた同一振幅の超音波を、各走査線で２回送信させる。そして、送受信部１１は、「−１」の送信による受信信号と、「１」の送信による受信信号とを生成し、Ｂモード処理部１３は、これら２つの受信信号を加算する。これにより、基本波成分が除去され、２次高調波成分が主に残存した信号が生成される。そして、Ｂモード処理部１３は、この信号に対して包絡線検波処理等を行なって、ＴＨＩのＢモードデータやＣＨＩのＢモードデータを生成する。

或いは、例えば、ＴＨＩでは、受信信号に含まれる２次高調波成分と差音成分とを用いて映像化を行なう方法が実用化されている。差音成分を用いた映像化法では、例えば、中心周波数が「ｆ１」の第１基本波と、中心周波数が「ｆ１」より大きい「ｆ２」の第２基本波とを合成した合成波形の送信超音波を、超音波プローブ１から送信させる。この合成波形は、２次高調波成分と同一の極性を持つ差音成分が発生するように、互いの位相が調整された第１基本波の波形と第２基本波の波形とを合成した波形である。送信部１１は、合成波形の送信超音波を、位相を反転させながら、例えば、２回送信させる。かかる場合、例えば、Ｂモード処理部１３は、２つの受信信号を加算することで、基本波成分が除去され、差音成分及び２次高調波成分が主に残存したハーモニック成分を抽出した後、包絡線検波処理等を行なう。

図１に戻って、ドプラ処理部１４は、バッファ１２から読み出した反射波データを周波数解析することで、走査範囲内にある移動体のドプラ効果に基づく運動情報を抽出したデータ（ドプラデータ）を生成する。具体的には、ドプラ処理部１４は、移動体の運動情報として、平均速度、分散値、パワー値等を多点に渡り抽出したドプラデータを生成する。ここで、移動体とは、例えば、血流や、心壁等の組織、造影剤である。

移動体の運動情報を抽出可能なドプラ処理部１４の機能を用いて、本実施形態に係る超音波診断装置は、カラーフローマッピング法（ＣＦＭ：Color Flow Mapping）とも呼ばれるカラードプラ法や、組織ドプラ法（ＴＤＩ：Tissue Doppler Imaging）を実行可能である。また、本実施形態に係る超音波診断装置は、ドプラ処理部１４の機能を用いて、エラストグラフィも実行可能である。カラードプラモードでは、ドプラ処理部１４は、移動体である血流の運動情報として、平均速度、分散値、パワー値を、２次元空間又は３次元空間の多点に渡り抽出したカラードプラデータを生成する。

組織ドプラモードでは、ドプラ処理部１４は、移動体である組織の運動情報として、平均速度、分散値、パワー値を、２次元空間又は３次元空間の多点に渡り抽出した組織ドプラデータを生成する。また、エラストモードでは、ドプラ処理部１４は、組織ドプラデータから得られる速度分布情報を時間積分することで変位を求める。そして、ドプラ処理部１４は、求めた変位に対して、所定の演算（例えば、空間的微分）を行なうことで、組織の局所的な歪み（ストレイン：strain）を求める。そして、ドプラ処理部１４は、組織の局所的な歪みの値をカラーコード化することで、歪み分布情報を生成する。硬い組織ほど変形しにくいので、硬い組織の歪みの値は小さくなり、軟らかい生体組織の歪みの値は大きくなる。すなわち、歪みの値は、組織の硬さ（弾性率）を示す値となる。なお、エラストモードでは、例えば、体表に当接した超音波プローブ１を操作者が手動で加振することで、組織の圧迫及び開放を行なって、組織を変形させる。或いは、エラストモードでは、例えば、音響放射圧によって力を与えて、組織を変形させる。

ここで、図１に例示するＢモード処理部１３及びドプラ処理部１４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。すなわち、Ｂモード処理部１３は、２次元の反射波データから２次元のＢモードデータを生成し、３次元の反射波データから３次元のＢモードデータを生成する。また、ドプラ処理部１４は、２次元の反射波データから２次元のドプラデータを生成し、３次元の反射波データから３次元のドプラデータを生成する。なお、本実施形態で、ドプラモードやエラストモードで行なわれる超音波走査や、ドプラ処理部１４が行なう処理については、後に詳述する。

画像生成部１５は、Ｂモード処理部１３及びドプラ処理部１４が生成したデータから超音波画像データを生成する。画像生成部１５は、Ｂモード処理部１３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、画像生成部１５は、ドプラ処理部１４が生成した２次元のドプラデータから移動体情報を表す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。

ここで、画像生成部１５は、一般的には、超音波走査の走査線信号列を、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（スキャンコンバート）し、表示用の超音波画像データを生成する。具体的には、画像生成部１５は、超音波プローブ１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、画像生成部１５は、スキャンコンバート以外に、種々の画像処理として、例えば、スキャン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、画像生成部１５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。

すなわち、Ｂモードデータ及びドプラデータは、スキャンコンバート処理前の超音波画像データであり、画像生成部１５が生成するデータは、スキャン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。画像生成部１５は、スキャンコンバート処理前の２次元超音波画像データから、表示用の２次元超音波画像データを生成する。

更に、画像生成部１５は、Ｂモード処理部１３が生成した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、画像生成部１５は、ドプラ処理部１４が生成した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。画像生成部１５は、「３次元のＢモード画像データや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。

更に、画像生成部１５は、ボリュームデータをモニタ２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レンダリング処理を行なう。画像生成部１５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 Planer 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、画像生成部１５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。

画像メモリ１６は、画像生成部１５が生成した表示用の画像データを記憶するメモリである。また、画像メモリ１６は、Ｂモード処理部１３やドプラ処理部１４が生成したデータを記憶することも可能である。画像メモリ１６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、画像生成部１５を経由して表示用の超音波画像データとなる。また、画像メモリ１６は、送受信部１１が出力した反射波データを記憶することも可能である。

内部記憶部１７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、内部記憶部１７は、必要に応じて、画像メモリ１６が記憶する画像データの保管等にも使用される。また、内部記憶部１７が記憶するデータは、図示しないインターフェースを経由して、外部装置へ転送することができる。また、内部記憶部１７は、外部装置から図示しないインターフェースを経由して転送されたデータを記憶することも可能である。

制御部１８は、超音波診断装置の処理全体を制御する。具体的には、制御部１８は、入力装置３を介して操作者から入力された各種設定要求や、内部記憶部１７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、送受信部１１、Ｂモード処理部１３、ドプラ処理部１４及び画像生成部１５の処理を制御する。また、制御部１８は、画像メモリ１６や内部記憶部１７が記憶する表示用の超音波画像データをモニタ２にて表示するように制御する。

なお、装置本体１０に内蔵される送受信部１１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プログラムである場合もある。

以上、第１の実施形態に係る超音波診断装置の全体構成について説明した。かかる構成のもと、第１の実施形態に係る超音波診断装置は、例えば、組織像データであるＢモード画像データと血流像データであるカラードプラ画像データとを同時に表示する。かかる表示を行なうため、制御部１８は、第１走査範囲内の移動体の運動に関する情報を取得する第１超音波走査を超音波プローブ１に実行させる。第１超音波走査は、例えば、カラードプラモードでカラードプラ画像データを収集するための超音波走査である。また、制御部１８は、第１超音波走査とともに、第２走査範囲内の組織形状の情報を取得する第２超音波走査を超音波プローブ１に実行させる。第２超音波走査は、例えば、ＢモードでＢモード画像データを収集するための超音波走査である。

制御部１８は、送受信部１１を介して超音波プローブ１を制御することで、第１超音波走査及び第２超音波走査を実行させる。なお、第１走査範囲と第２走査範囲は、同じ範囲であっても、第１走査範囲が第２走査範囲より小さい範囲であっても、第２走査範囲が第１走査範囲より小さい範囲であっても良い。

ここで、一般的なカラードプラ法では、超音波を同一方向に複数回送信し、これにより受信した信号から、ドプラ効果に基づく周波数解析を行なって、血流の運動情報を抽出する。同一方向に複数回照射したデータの同一地点からの反射波信号のデータ列をパケットと呼ぶ。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程度であり、このパケットに対して組織からの信号（クラッタ信号とも呼ばれる）を抑圧するウォールフィルタを掛けて、血流からの信号を抽出する。そして、一般的なカラードプラ法では、抽出した信号から、平均速度、分散、パワー等の血流情報を表示する。

しかし、一般的なカラードプラ法では、以下の課題があった。すなわち、一般的なカラードプラ法では、パケットが超音波スキャンフレーム内に閉じているので、パケットサイズを大きくすると、フレームレートが低下する。また、一般的なカラードプラ法では、ウォールフィルタに無限インパルス応答型フィルタ（ＩＩＲフィルタ、ＩＩＲ：Infinite Impulse Response）を使用する場合が多いが、少ないパケットサイズではＩＩＲフィルタに過渡応答が発生するので、ＩＩＲフィルタの特性が悪くなってしまう。ＩＩＲフィルタは、ハイパスフィルタ（ＨＰＦ：High Pass Filter）であるＭＴＩ（Moving Target Indicator）フィルタの一種である。

上記の課題を解消するため、血流等の移動体の運動情報を、高速フレームレートで映像化する方法、すなわち高フレームレート法を用いる。この高フレームレート法では、パケットをフレーム内で閉じて扱うのではなく、フレーム間の同一場所の信号をパケットとして扱う方法である。高フレームレート法では、Ｂモード用のスキャンと同様の超音波走査が行なわれる。すなわち、高フレームレート法では、１フレームの走査範囲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。そして、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で処理を行なう。

これにより、高フレームレート法では、ウォールフィルタ処理を、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、ＩＩＲフィルタの性能を上げることができると同時に、スキャンフレームレートと同じフレームレートで血流情報を表示することが可能になる。

すなわち、高フレームレート法では、パルス繰り返し周波数（ＰＲＦ）がフレームレートと同じになるために、折り返し速度が低くなり、低流速まで観測可能であるという利点がある。

本実施形態に係るドプラ処理部１４は、一般的なカラードプラ法とともに、高フレームレート法を実行することができる。以下、ドプラ処理部１４について、図３及び図４を用いて説明する。図３は、図１に示すドプラ処理部の構成例を示すブロック図であり、図４は、高フレームレート法で行なわれるウォールフィルタ処理を説明するための図である。

図３に例示するように、ドプラ処理部１４は、ウォールフィルタ１４１と、自己相関演算部１４２と、平均速度／分散演算部１４３と、パワー演算部１４４と、パワー加算部１４５と、対数圧縮部１４６とを有する。また、ドプラ処理部１４は、図３に例示するように、平均パワー演算部１４７とパワー補正部１４８とを有する。

ウォールフィルタ１４１は、ＩＩＲフィルタ処理を行なう処理部であり、例えば、４次ＩＩＲフィルタである。ウォールフィルタ１４１は、図４に例示するように、第「ｎ」フレームに対するＩＩＲフィルタ出力データ（血流信号）を得るために、同一位置における、第「ｎ」フレームの反射波データ（受信信号）と、過去の４フレーム（第「ｎ−４」フレーム〜第「ｎ−１」フレーム）の反射波データ（受信信号）と、過去の４フレームのＩＩＲフィルタ出力データ（血流信号）とを用いる。これらの反射波データは、上述したように、１フレームの走査範囲（第１走査範囲）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で生成された反射波データである。ウォールフィルタ１４１のＩＩＲフィルタ処理により、クラッタ信号が除去された血流信号が高精度で抽出される。高フレームレート法で実行される超音波走査では、ウォールフィルタ１４１にデータが無限長で連続して入力されるので、ウォールフィルタ処理で過渡応答が発生しない。

図３に戻って、自己相関演算部１４２は、最新フレームの血流信号のＩＱ信号と、１フレーム前の血流信号のＩＱ信号との複素共役をとることで自己相関値を算出する。平均速度／分散演算部１４３は、自己相関演算部１４２が算出した自己相関値から、平均速度及び分散を算出する。

また、パワー演算部１４４は、血流信号のＩＱ信号の実数部の絶対値の２乗と虚数部の絶対値の２乗とを加算して、パワーを算出する。パワーは、送信超音波の波長より小さい反射体（例えば、血球）による散乱の強さを示す値となる。パワー加算部１４５は、各点のパワーを任意のフレーム間で加算する。対数圧縮部１４６は、パワー加算部１４５の出力を対数圧縮する。平均速度／分散演算部１４３及び対数圧縮部１４６が出力したデータは、ドプラデータとして画像生成部１５に出力される。なお、ドプラ処理部１４は、高フレームレート法も、一般的なカラードプラ法も実行可能である。また、ドプラ処理部１４は、血流の運動情報の他に、組織の運動情報を生成することも可能である。

しかし、上記の高フレームレート法では、クラッタ信号がウォールフィルタ１４１を通過しやすくなり、モーションアーティファクトが発生する場合がある。特に、超音波プローブ１を動かした場合には、画面全部がクラッタで表示されてしまう。また、上記の一般的なカラードプラ法で行なわれる超音波走査でも、折り返し速度を低くした場合に、モーションアーティファクトが発生する。

かかる課題を解消するために、ドプラ処理部１４は、平均パワー演算部１４７とパワー補正部１４８とを有する。平均パワー演算部１４７は、対数圧縮されたパワー加算値から、１フレーム、又は、局所領域内の平均パワー値を算出する。パワー補正部１４８は、平均パワー値が閾値を越える値となる点（画素）に対して、補正処理を行なう。具体的には、パワー補正部１４８は、平均パワー値が閾値を越える画素のパワー値から、「平均パワー値と閾値との差分値に所定の係数を乗算した値」を減算する。これにより、パワー補正部１４８は、平均パワー値が閾値を越える値となる画素のパワー値を補正する。

パワー補正処理の有無は、操作者により設定可能であり、パワー補正処理が実行されている場合は、パワー補正部１４８が出力したデータも、ドプラデータとして画像生成部１５に出力される。パワー補正処理が実行されている場合は、画像生成部１５は、例えば、パワーと方向（速度の符号）との情報が描出された血流像データを生成する。なお、本実施形態は、パワー補正処理が実行されない場合であっても適用可能である。

ここで、組織像データと血流像データとを同時に表示する従来方法として、例えば、以下の３つの方法がある。しかし、これら３つの方法では、様々な問題点がある。これについて、図４、図５Ａ、図５Ｂ及び図６を用いて説明する。図５Ａ及び図５Ｂは、従来方法の一例を説明するための図であり、図６は、従来方法の課題の一例を示す図である。

第１の方法は、図４で説明したように、１フレームの走査範囲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高フレームレート法で、同じ反射波データを用いて血流信号と組織信号とを取り出して映像化する方法である。換言すると、第１の方法は、第１超音波走査と第２超音波走査とを同一とする方法である。

しかし、第１の方法では、以下の３つの問題点がある。第１の方法の第１の問題点は、血流信号を感度良く得るために、送受信部１１のアンプ回路によるプリアンプのゲインを上げる必要があることに起因する問題点である。すなわち、ゲインを上げると、反射強度の大きい組織からの反射波信号が後段の処理において飽和しやすくなる。飽和が起きると反射強度の大きい組織の階調が下がり、コントラストの少ないＢモード画像データとなってしまう。

第１の方法の第２の問題点は、第１の方法ではフレームレートがＰＲＦとなることに起因する問題点である。すなわち、血流速度の折り返しを少なくするためにはフレームレートを上げる必要がある。しかし、フレームレートを上げるためにラスタ密度を粗くすると、Ｂモード画像データでの方位方向における分解能が悪くなる。その結果、モニタ２に表示されるＢモード画像は、図６に例示するように、横流れの大きい画質が低下した画像になってしまう。

第１の方法の第３の問題点は、血流信号を感度良く得るためには基本波での送受信が必須であり、このため、近年、組織観察で主流になっている２次高調波を受信するＴＨＩによるＢモード画像データを生成表示できない点である。

組織像データと血流像データとを同時に表示する第２の方法は、図５Ａに例示するように、組織像データ（Ｂモード画像）を収集する第２超音波走査と、血流像データ（カラードプラ画像）を収集する第１超音波走査とを別々に交互に行なうものである。図５Ａに例示する超音波走査では、カラードプラ用の第１走査範囲が「６０本」の走査線で形成され、Ｂモード用の第２走査範囲が「１２０本」の走査線で形成されている。図５Ａでは、第１超音波走査及び第２超音波走査では、各走査線の超音波走査が「１／ＰＲＦ」の一定周期で行なわれる。図５Ａでは、フレーム周期は、１フレーム分の第１超音波走査に要する時間「６０／ＰＲＦ」と、１フレーム分の第２超音波走査に要する時間「１２０／ＰＲＦ」との合計である「（６０＋１２０）／ＰＲＦ」となる。

しかし、第２の方法では、高画質なＢモード画像データが収集可能である反面、血流像データのフレームレートが低下するため、速度が折り返しやすくなるという問題がある。

組織像データと血流像データとを同時に表示する第３の方法は、図５Ｂに例示するように、血流像データ（カラードプラ画像）を収集する第１超音波走査を定常的に行ない、所定周期ごとに、組織像データ（Ｂモード画像）を収集する第２超音波走査を挿入する方法である。そして、第３の方法では、第２超音波走査を行っている期間の血流像用の信号を、第２超音波走査を行っている期間の前後の血流信号を用いた補間処理により推定して、推定画像を表示する。図５Ｂでは、推定画像を含めたカラードプラ画像のフレーム周期は、「６０／ＰＲＦ」となり、Ｂモード画像のフレーム周期は、「（６０×４＋１２０）／ＰＲＦ」となる。

しかし、ウォールフィルタは、ハイパスフィルタであるため、推定した信号を用いると、ノイズが発生して血流像データにノイズが含まれるという問題点がある。しかも、ウォールフィルタがＩＩＲフィルタであることから、ノイズの影響が推定した前後の数フレームに及ぶために、全体としてノイズが多い画像になってしまう。

このように、第１から第３の方法では、同時に表示される移動体情報を示す画像と組織像との画質が低下する場合があった。そこで、第１の実施形態に係る制御部１８は、同時に表示される移動体情報を示す画像と組織像との画質を向上させるために、第２超音波走査を以下に説明するように実行させる。

すなわち、第１の実施形態に係る制御部１８は、第２超音波走査として第２走査範囲を分割した複数の分割範囲それぞれの超音波走査を、第１超音波走査の間に時分割で超音波プローブ１に実行させる。換言すると、第１の実施形態では、第１超音波走査の間に第２超音波走査の一部分を行い、数フレーム分の第１超音波走査を行なう期間で、１フレーム分の第２超音波走査を完結させる。これにより、第１の実施形態では、第１超音波走査と第２超音波走査とで超音波送受信条件を独立に設定可能となる。

上記の制御処理の一例について、図７及び図８を用いて説明する。図７及び図８は、第１の実施形態に係る制御部を説明するための図である。例えば、制御部１８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走査範囲を４つの分割範囲（第１分割範囲〜第４分割範囲）に分割する。なお、図７に示す「Ｂ」は、Ｂモード用の送受信条件を用いて超音波走査が行なわれている範囲を示している。また、図７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超音波走査が行なわれている範囲を示している。例えば、図７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走査が行なわれている範囲となる。すなわち、図７に例示する第１超音波走査は、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回行なっている。換言すると、制御部１８は、第１超音波走査として、血流のドプラ画像データを収集する超音波走査を実行させる。そして、制御部１８は、第１走査範囲を形成する複数の走査線それぞれで取得した受信信号（反射波データ）をフレーム方向でハイパスフィルタ処理（例えば、ＩＩＲフィルタ処理）を行なって移動体の運動に関する情報を取得する方法に基づく超音波走査を、第１超音波走査として実行させる。第１の実施形態に係る制御部１８は、走査線ごとに超音波送受信を１回行なうことで第１走査範囲を形成する複数の走査線それぞれの受信信号を取得して、ハイパスフィルタ処理を行なうフレーム方向のデータ列を取得する方法に基づく超音波走査を、第１超音波走査として実行させる。すなわち、第１の実施形態に係る制御部１８は、第１超音波走査として、第１走査範囲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い、複数フレーム分の反射波を用いて移動体の運動に関する情報を取得する方法（高フレームレート法）に基づく超音波走査を実行させる。

まず、制御部１８は、第２超音波走査として第１分割範囲の超音波走査を実行させ（図７の（１）を参照）、第２走査範囲（１フレーム分）の第１超音波走査を実行させる（図７の（２）を参照）。そして、制御部１８は、第２超音波走査として第２分割範囲の超音波走査を実行させ（図７の（３）を参照）、第２走査範囲（１フレーム分）の第１超音波走査を実行させる（図７の（４）を参照）。そして、制御部１８は、第２超音波走査として第３分割範囲の超音波走査を実行させ（図７の（５）を参照）、第２走査範囲（１フレーム分）の第１超音波走査を実行させる（図７の（６）を参照）。そして、制御部１８は、第２超音波走査として第４分割範囲の超音波走査を実行させ（図７の（７）を参照）、第２走査範囲（１フレーム分）の第１超音波走査を実行させる（図７の（８）を参照）。

ここで、図７に例示するように、制御部１８は、第１超音波走査が行なわれる間隔を等間隔とする。すなわち、第１走査範囲の「ある走査線」上の「点Ｘ」は、図７の（２）、（４）、（６）及び（８）の第１超音波走査で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。具体的には、制御部１８は、第２超音波走査で行なわれる各分割走査に要する時間を同一として、第１超音波走査が行なわれる間隔を等間隔とする。例えば、制御部１８は、図７の（１）、（３）、（５）及び（７）で行われる第２超音波走査の分割走査に要する時間を、必ず同じ時間となるように制御する。制御部１８は、第２走査範囲を分割した各分割範囲の大きさや、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超音波走査の各分割走査に要する時間は、同じとなる。なお、ドプラ処理部１４は、図７に示すように、「Ｄ」のフレーム間の同じ位置のデータ列（Ｘ_ｎ−３、Ｘ_ｎ−２、Ｘ_ｎ−１、Ｘ_ｎ）に対して、上記のＩＩＲフィルタ処理を行なうことで、「点Ｘ」の血流の運動情報を出力する。

上述したように、第１の実施形態では、第１超音波走査と第２超音波走査とで超音波送受信条件を独立に設定可能となるため、上述した問題点を解消することができる。まず、プリアンプのゲインを、第１超音波走査と第２超音波走査とで、それぞれに最適化することができるので、組織からの反射波信号が飽和することを回避できる。

また、１フレーム分の第１超音波走査の間に、第２超音波走査を分割走査で複数回に渡って行なうことから、１フレーム分の第２超音波走査を行なうことで発生するフレームレートの低下の度合いを抑えることができる。その結果、血流の折り返し速度を高くすることができる。

また、１フレームの第２超音波走査を分割走査で複数回に渡って行なうことから、Ｂモードにおける走査線密度を上げることができ、例えば、Ｂモード画像データに横流れが発生することを回避できる。

また、第１超音波走査と第２超音波走査とで超音波送受信条件を独立に設定可能となるため、組織像データの収集をＴＨＩで行なうことができる。すなわち、第２超音波走査は、上述したフィルタ処理によりＴＨＩを行なうための超音波送受信条件で実行することができる。また、第２超音波走査は、上述したＡＭ法、ＰＭ法、ＡＭＰＭ法、又は差音成分を用いた方法等、１本の走査線に対して複数レートの超音波送信を行なう映像化法に基づくＴＨＩを行なうための超音波送受信条件で実行することができる。

ただし、第１の実施形態の方法では、トレードオフとして、組織像のフレームレートが遅くなる。例えば、図７に示す一例では、１フレーム分の血流情報が「Ｔ」間隔で出力される。すなわち、血流像（カラードプラ画像）のフレームレートは「１／Ｔ」となる。また、図７に示す一例では、部分的なＢモードデータ（組織像）も「Ｔ」間隔で出力されるが、１フレームの血流像を出力する間に、第２走査範囲全体の「１／４」しか走査が行われない。

すなわち、図７に示す一例では、第２走査範囲全体の走査が完結するフレームレートは「１／（４Ｔ）」となる。また、１本の走査線に対して複数レートの超音波送信を行なう映像化法に基づくＴＨＩを行なう場合は、１フレーム分の受信信号を得るための超音波送信回数が増えるため、通常のＢモード撮影や、フィルタ処理によりＴＨＩを行なう場合と比較して、第２走査範囲の分割数を増やす必要がある。例えば、ＰＭ法を行なう場合、第２走査範囲は、４分割から８分割に変更される。かかる場合、第２走査範囲全体の走査が完結するフレームレートは「１／（８Ｔ）」となる。このように、第１の実施形態の方法では、血流像のフレームレートに対して組織像のフレームレートが遅くなる。これは、本方法で行なう超音波走査の目的が、血流像のフレームレートを高くすることであるからである。すなわち、血流の折り返し速度は、高フレームレート法による血流像のフレームレート「１／Ｔ」で決まる。

ここで、上述したように、高フレームレート法では、ＰＲＦがフレームレートと同じになるので、速い流速の血流を折り返し無しで観察するためには、スキャンレート「１／Ｔ」を大きくする必要がある。すなわち、「Ｔ」を小さくする必要がある。しかし、「Ｔ」を小さくために最終的に表示する組織像及び血流像の走査線数を少なくすると、組織像及び血流像の画質が低下する。このため、組織像及び血流像の画質を維持するためには、Ｂモード用の１回の分割走査において、走査線密度を維持した状態で走査線数を少なくすることが好適である。かかる処理を行なうことのトレードオフとして、上述したように、完結した組織像が表示されるフレームレートが低下する。しかし、組織像と血流像とを同時に表示する場合は、一般的に、血流観察が主な目的であり、組織像が血流像を観察するためのガイドであるので、組織像のフレームレート低下による問題は小さい。

ただし、第１の実施形態の方法では、制御部１８は、図７に例示する第２超音波走査を行なう場合に、「４Ｔ」間隔で組織像を更新するのではなく、分割走査範囲ごとに組織像を更新する。かかる更新制御について、図７に例示した第２超音波走査を用いて説明する。制御部１８は、図８に例示するように、第１〜第４分割範囲（図中の「１〜４」を参照）のＢモード画像データが表示されている状態で、新たに第１分割範囲のＢモード画像データ（図中の「５」を参照）が生成されると、第１分割範囲のＢモード画像データ「１」を「５」に更新する。

そして、制御部１８は、図８に例示するように、新たに第２分割範囲のＢモード画像データ（図中の「６」を参照）が生成されると、第２分割範囲のＢモード画像データ「２」を「６」に更新する。そして、制御部１８は、図８に例示するように、新たに第３分割範囲のＢモード画像データ（図中の「７」を参照）が生成されると、第３分割範囲のＢモード画像データ「３」を「７」に更新する。そして、制御部１８は、図示しないが、新たに第４分割範囲のＢモード画像データ（「８」）が生成されると、第４分割範囲のＢモード画像データ「４」を「８」に更新する。

そして、制御部１８は、例えば、図９Ａ及び図９Ｂに示すような表示制御を行なう。図９Ａ及び図９Ｂは、第１の実施形態に係る表示形態の一例を示す図である。例えば、モニタ２は、制御部１８の制御により、図９Ａに示すように、左側にＢモード画像（組織像）を表示し、右側にＢモード画像とカラードプラ画像（血流像）とを重畳させた重畳表示を行なう。図９Ａに示す一例では、第２走査範囲内に第１走査範囲が設定されている。

図９Ｂは、図９Ａに示すＢモード画像が「ＴＨＩにより生成されたＢモード画像」であり、図９Ａに示すカラードプラ画像がパワー画像である場合を示している。なお、図９Ａに示すＢモード画像は、通常のＢモード画像であっても良い。また、図９Ａに示すカラードプラ画像は、速度データと分散データとを組み合わせた画像であっても良い。また、モニタ２の右側に表示される画像は、血流像のみであっても良い。また、上述したパワー補正処理が実行されている場合は、モニタ２の右側に表示される血流像は、パワーと方向（速度の符号）との情報が描出された血流像であっても良い。

次に、図１０を用いて、第１の実施形態に係る超音波診断装置の超音波走査制御処理の一例について説明する。図１０は、第１の実施形態に係る超音波診断装置の超音波走査制御処理の一例を説明するためのフローチャートである。なお、図１０は、第２走査範囲が４分割されている場合を示すフローチャートである。

図１０に示すように、第１の実施形態に係る超音波診断装置の制御部１８は、超音波走査の開始要求を受け付けたか否かを判定する（ステップＳ１０１）。ここで、走査開始要求を受け付けない場合（ステップＳ１０１否定）、制御部１８は、走査開始要求を受け付けるまで待機する。

一方、走査開始要求を受け付けた場合（ステップＳ１０１肯定）、制御部１８は、第２走査範囲の第１分割範囲をＢモードの条件で走査させ（ステップＳ１０２）、その後、第１走査範囲をカラードプラモードの条件で走査させる（ステップＳ１０３）。そして、制御部１８は、第２走査範囲の第２分割範囲をＢモードの条件で走査させ（ステップＳ１０４）、その後、第１走査範囲をカラードプラモードの条件で走査させる（ステップＳ１０５）。

そして、制御部１８は、第２走査範囲の第３分割範囲をＢモードの条件で走査させ（ステップＳ１０６）、その後、第１走査範囲をカラードプラモードの条件で走査させる（ステップＳ１０７）。そして、制御部１８は、第２走査範囲の第４分割範囲をＢモードの条件で走査させ（ステップＳ１０８）、その後、第１走査範囲をカラードプラモードの条件で走査させる（ステップＳ１０９）。

そして、制御部１８は、超音波走査の終了要求を受け付けたか否かを判定する（ステップＳ１１０）。ここで、走査終了要求を受け付けない場合（ステップＳ１１０否定）、制御部１８は、ステップＳ１０２に戻って、第２走査範囲の第１分割範囲をＢモードの条件で走査させる。

一方、走査終了要求を受け付けた場合（ステップＳ１１０肯定）、制御部１８は、超音波走査の制御処理を終了する。なお、図１０に示す一例では、最初に第２超音波走査の分割走査が行なわれる場合について説明したが、第１の実施形態は、最初に第１超音波走査が行なわれる場合であっても良い。また、図１０に示す一例では、第２走査範囲の全分割範囲が終了した時点で、走査終了要求を受け付けたか否かを判定する場合について説明したが、第１の実施形態は、第２走査範囲の各分割範囲の走査や第１走査範囲の走査が完結するごとに、走査終了要求を受け付けたか否かを判定する場合であっても良い。

上述したように、第１の実施形態では、１フレーム分の第１超音波走査の間に、第２超音波走査を分割走査で複数回に渡って行なうことで、第１超音波走査と第２超音波走査とで超音波送受信条件を独立に設定可能となる。すなわち、第１の実施形態では、Ｂモード用に最適な超音波送受信条件を設定し、カラードプラモード用に最適な超音波送受信条件を設定することができる。例えば、第１の実施形態では、第２超音波走査の超音波送受信条件として、ＰＭ法等のＴＨＩ用に最適な超音波送受信条件を設定することができる。従って、第１の実施形態では、同時に表示される血流像（移動体情報を示す画像）と組織像との画質を向上させることができる。

また、第１の実施形態では、第１超音波走査が行なわれる間隔を等間隔とすることで、血流像に折りかえりが発生しないフレームレートに調整することができる。

（第２の実施形態）
第２の実施形態では、第１の実施形態で説明した走査制御を行なうことで生成された画像データの出力制御を行なう場合について、図１１等を用いて説明する。図１１は、第２の実施形態を説明するための図である。

第２の実施形態に係る超音波診断装置は、図１を用いて説明した第１の実施形態に係る超音波診断装置と同様の構成となる。ただし、第２の実施形態に係る制御部１８は、更に、１回の第１超音波走査に要する時間及びモニタ２の表示フレームレートに応じて、第１超音波走査により生成された第１走査範囲の複数の画像データを１つの画像データとして出力するように制御する。

第１の実施形態では、カラードプラモードの超音波走査（第１超音波走査）とＢモードの超音波走査の分割走査（第２超音波走査の分割走査）とが１回行なわれるごとに、１フレームの血流像データと、「１／分割数」だけ更新された組織像データとが出力される。ここで、血流像データの生成フレームレートがモニタ２の表示フレームレートより大きい場合、表示されないフレームが出現する。例えば、血流像のフレームレートが１２０ｆｐｓである場合、６０ｆｐｓでＴＶスキャンされるモニタ２上では、画像生成部１５から出力される画像データの「１／２」しか表示することができない。また、例えば、血流像のフレームレートが１８００ｆｐｓである場合、モニタ２上では、画像生成部１５から出力される画像データの「１／３０」しか表示することができない。

超音波診断装置では、入力装置３が有するフリーズボタンを操作者が押下すると、画像メモリ１６に格納された全フレームをスロー再生して、リアルタイム表示時には表示できなかったフレームをモニタ２に表示することができる。しかし、低流速の腹部等の血流では、６０ｆｐｓ以上の血流情報をスロー再生で出力しても、同じような画像が表示されることから、観察者に対して意味のある情報を提供することとならない。逆に、操作者は、フリーズ後にシネ再生を行う場合に、トラックボールを操作して、コマ送りするコマ数が多くなり、負担となる。

そこで、第２の実施形態では、制御部１８は、図７で例示した「Ｂ」と「Ｄ」とのペアをＭ回繰り返して生成されるＭ枚の血流像データを、１フレームの画像データとしてモニタ２や画像メモリ１６に出力する。なお、「Ｍ」は、例えば、制御部１８により算出される。図１１では、制御部１８は、「Ｍ＝２」であることから、２枚の血流像データのいずれか一方、又は、２枚の血流像データの加算平均画像データを、第「ｎ」フレームや第「ｎ＋１」フレームの血流像データとして出力させている。

なお、第２の実施形態でも、第１超音波走査は、第１の実施形態で説明した高フレームレート法に基づく第１超音波走査により行なわれる。かかる場合、表示フレームレートは、「１／（Ｍ×Ｔ）」となるが、ＰＲＦは、「１／Ｔ」のままである。

次に、図１２を用いて、第２の実施形態に係る超音波診断装置の出力制御処理の一例について説明する。図１２は、第２の実施形態に係る超音波診断装置の出力制御処理の一例を説明するためのフローチャートである。なお、図１２では、フリーズ後の再生表示時に、モニタ２に出力されるフレームレートの調整が行なわれる場合について説明する。

図１２に示すように、第２の実施形態に係る超音波診断装置の制御部１８は、画像メモリ１６に格納された画像データの表示要求を受け付けたか否かを判定する（ステップＳ２０１）。ここで、表示要求を受け付けない場合（ステップＳ２０１否定）、制御部１８は、表示要求を受け付けるまで待機する。

一方、表示要求を受け付けた場合（ステップＳ２０１肯定）、制御部１８は、第１超音波走査のフレームレート及びモニタ２の表示フレームレートに応じて、出力フレーム数を調整し（ステップＳ２０２）、処理を終了する。なお、第２の実施形態は、上述したように、画像メモリ１６へ画像データを格納する際に、出力フレーム数を調整しても良い。

上述したように、第２の実施形態では、第１超音波走査のフレームレート及びモニタ２の表示フレームレートに応じて、保存用に出力される出力フレーム数や、表示用に出力される出力フレーム数を調整する。具体的には、第２の実施形態では、血流像の出力フレームレートがモニタ２の表示フレームレート以下となるように調整する。これにより、第２の実施形態では、例えば、低流速の血流情報の出力データ数を抑えて、シネ再生時のコマ送りを観察者に対して違和感無く行なうことができる。なお、上記では表示フレームレート「１／（Ｍ×Ｔ）」がモニタのフレームレート（６０ｆｐｓ）以下になるように制御したが、繰り返しの数「Ｍ」を決定する方法としては、これ以外に、予め設定した任意のフレームレート以下になるようにしても良い。

（第３の実施形態）
第１及び第２の実施形態では、２次元走査により、２次元断層の組織像及び血流像を表示する場合について説明した。しかし、第１の実施形態及び第２の実施形態は、３次元走査により、３次元の組織像データ及び３次元の血流像データを生成して、これらボリュームデータのＭＰＲ画像やボリュームレンダリング画像を表示する場合であっても適用可能である。

すなわち、第３の実施形態では、図７や図１１に示す「Ｄ」が１ボリューム分の第１超音波走査であり、図７や図１１に示す「Ｂ」が分割ボリューム分の第２超音波走査の分割走査となる。図７や図１１に示す「Ｄ」の血流情報の処理は、同一の位置のボリュームデータ間のデータ列に対して行われる。

ただし、第３の実施形態では、ボリュームレートがカラードプラ画像のＰＲＦとなる。このため、ボリュームレートを上げるために、例えば、制御部１８は、図１３Ａ及び図１３Ｂに示す制御を行なう。図１３Ａ及び図１３Ｂは、第３の実施形態を説明するための図である。

例えば、制御部１８は、図１３Ａに示すように、ボリュームレートを上げるために、並列同時受信を実行させる。図１３Ａに示す一例では、８ビーム並列同時受信を行なう場合を示している。図１３Ａでは、送信される超音波の深さ方向における中心軸を実線の矢印で示し、１回目で同時受信される８本反射波ビームを破線の矢印で示している。送受信部１１は、１回の超音波送受信で、８本の走査線上の反射波信号を超音波プローブ１から受信する。これにより、送受信部１１は、１回の超音波送受信で、８本の走査線上の反射波データを生成することができる。なお、並列同時受信数は、送受信部１１が並列同時受信可能な上限数以下の範囲で、要求されるボリュームレートに応じて、任意の値に設定可能である。

また、例えば、制御部１８は、図１３Ｂに示すように、ボリュームレートを上げるために、分割数を多くして、１回の分割走査で行なう走査線数を少なくする。

なお、制御部１８は、ボリュームレートを上げるために、並列同時受信及び分割数の増大の両方を実行しても良い。また、制御部１８は、ボリュームレートを上げるために、第１超音波走査で並列同時受信を実行させても、第２超音波走査で並列同時受信を実行させても、第１超音波走査及び第２超音波走査の双方で並列同時受信を実行させても良い。なお、３次元走査で行なわれる第２超音波走査は、例えば、ＡＭ法や、ＰＭ法等に基づくＴＨＩ用の超音波走査となる。

第３の実施形態では、３次元走査が行なわれる場合でも、同時に表示される血流像と組織像との画質を向上させることができる。なお、制御部１８は、フレームレートを上げるために、並列同時受信及び分割数の増大の両方、又は、一方を行なっても良い。また、制御部１８は、第１の実施形態で説明した２次元走査を行なう場合でも、フレームレートを上げるために、並列同時受信及び分割数の増大の両方、又は、一方を行なっても良い。

（第４の実施形態）
第１〜第３の実施形態では、高フレームレート法の第１超音波走査を、血流情報を取得するために行なう場合について説明した。しかし、高フレームレート法の第１超音波走査は、上述したＴＤＩやエラストグラフィに適用可能である。すなわち、運動を行なう移動体からの反射波信号であれば、ドプラ情報として利用可能である。従って、移動体の運動に関する情報は、組織の運動に関する情報であっても、第１〜第３の実施形態で説明した処理は適用可能である。換言すると、制御部１８は、第１超音波走査として、組織のドプラ画像データを収集する超音波走査を実行させても良い。或いは、制御部１８は、第１超音波走査として、エラストグラフィを収集する超音波走査を実行させても良い。

図１４Ａ及び図１４Ｂは、第４の実施形態を説明するための図である。第４の実施形態では、組織ドプラモードが設定されている場合、モニタ２は、制御部１８の制御により、図１４Ａに例示するように、左側にＢモード画像（組織像）を表示し、右側にＢモード画像と組織ドプラ画像とを重畳させた重畳表示を行なう。

また、第４の実施形態では、エラストモードが設定されている場合、モニタ２は、制御部１８の制御により、図１４Ｂに例示するように、左側にＢモード画像（組織像）を表示し、右側にＢモード画像とエラストグラフィとを重畳させた重畳表示を行なう。

第４の実施形態では、同時に表示される組織の運動情報を示す画像と組織像との画質を向上させることができる。

（第５の実施形態）
第５の実施形態では、第１〜第４の実施形態で説明した第１超音波走査とは異なる形態の超音波走査を第１超音波走査として行なう場合について、図１５〜図１７を用いて説明する。図１５〜図１７は、第５の実施形態を説明するための図である。

第１〜第４の実施形態で説明した第１超音波走査は、１本の走査線で１回の超音波送受信を行なって反射波を受信し、この反射波から生成された反射波データ（受信信号）を取得する。これにより、第１走査範囲を形成する各走査線で受信信号が得られる。そして、ドプラ処理部１４は、各走査線において、最新フレームの受信信号と、過去数フレーム分の受信信号群とのデータ列に対して、ＭＴＩフィルタ処理（例えば、ＩＩＲフィルタ処理）を行なうことで、ドプラデータを生成する。

一方、第５の実施形態に係る第１超音波走査は、第１〜第４の実施形態で説明した第１超音波走査と同様に、フレーム方向のデータ列に対してハイパスフィルタ処理を行なう方法に基づく超音波走査である。ただし、第５の実施形態に係る制御部１８は、走査線ごとに超音波送受信を複数回行なう超音波走査を、第１超音波走査として実行させる。そして、第５の実施形態に係る制御部１８の制御により、送受信部１１、又は、ドプラ処理部１４は、各走査線の複数の受信信号に対して加算平均処理を実行する。これにより、第１走査範囲を形成する複数の走査線それぞれの受信信号が取得される。そして、ドプラ処理部１４は、フレーム方向のデータ列に対してハイパスフィルタ処理を行なって、ドプラデータを生成する。

第５の実施形態に係る第１超音波走査では、まず、１本の走査線で複数の受信信号が得られる。そして、第５の実施形態に係る第１超音波走査では、１本の走査線で得られた複数の受信信号に対する加算平均処理が行なわれ、最終的に、１本の走査線で１つの受信信号が出力される。加算平均処理が行なわれる複数の受信信号は、ＩＱ信号やＲＦ信号等、位相情報を有する信号である。すなわち、第５の実施形態で行なわれる加算平均処理は、コヒーレント加算処理となる。コヒーレント加算を行なうことで、受信信号の信号雑音比（Ｓ／Ｎ：Signal/Noise）を向上させることができる。その結果、第５の実施形態では、例えば、カラードプラ画像データのＳ／Ｎを向上させることができる。

例えば、第５の実施形態に係る第１超音波走査では、第１走査範囲を形成する走査線ごとに、超音波送受信が４回行なわれる。そして、第５の実施形態に係る第１超音波走査では、例えば、１本の走査線で得られた４組の反射波データ（受信信号）に対する加算平均処理が行なわれ、最終的に、１本の走査線で１つの受信信号が出力される。例えば、４組の受信信号を加算平均することで、Ｓ／Ｎは、「６ｄＢ」向上する。

ただし、上記の第１超音波走査では、１フレーム分の超音波走査を行なう際に、各走査線で超音波送受信が４回行なってわれることから、フレームレートが低下する。そこで、第５の実施形態に係る第１超音波走査では、制御部１８は、第１走査範囲を形成する走査線ごとに超音波送受信を複数回実行させる際に、並列同時受信を実行させても良い。以下、第５の実施形態に係る第１超音波走査を並列同時受信で行なう場合を説明する前に、図１５を用いて、第３の実施形態で説明した並列同時受信を適用した第１超音波走査の一例を説明する。

図１５では、ラスタ方向（走査方向）を左右方向で示し、時間方向（フレーム方向）を上下方向で示している。また、図１５に示す一例は、第１走査範囲を形成する走査線数（ラスタ数）が「１６」であり、並列同時受信により４方向の反射波を同時受信する場合を例示している。また、図１５に示す一例では、走査線数が「１６」であり、並列同時受信数が「４」であることから、第１走査範囲が４本の走査線で形成される４つの範囲（第１範囲、第２範囲、第３範囲、第４範囲）に分割される。

超音波プローブ１は、第１範囲のラスタ方向における中心位置を送信走査線とする超音波送信を行なって、第１範囲を形成する４方向の走査線の反射波を同時に受信する。これにより、第１範囲の４本の受信信号が生成される。同様の処理が第２範囲、第３範囲及び第４範囲でも行なわれ、第１走査範囲を形成する１６本の走査線の受信信号が得られる。図１５に示す「Ａ」、「Ｂ」及び「Ｃ」それぞれは、「（ｎ−２）フレーム、（ｎ−１）フレーム、ｎフレーム」の同一走査線の受信信号を示している。ドプラ処理部１４は、これら連続するフレームの同一地点のデータ列「Ａ、Ｂ、Ｃ」に対してＭＴＩフィルタ処理を実行する。

これに対して、第５の実施形態に係る第１超音波走査に並列同時受信を適用する場合、制御部１８は、第１方法又は第２方法を実行させる。第１方法では、制御部１８は、隣接する範囲が重複しないように、第１走査範囲を複数の範囲に分割して並列同時受信を実行させる。また、第２方法では、制御部１８は、隣接する範囲が重複するように第１走査範囲を複数の範囲に分割して並列同時受信を実行させる。

図１６は、第１方法に基づいて、第５の実施形態に係る第１超音波走査に並列同時受信を適用した一例を示している。また、図１７は、第２方法に基づいて、第５の実施形態に係る第１超音波走査に並列同時受信を適用した一例を示している。

図１６及び図１７では、図１５で説明した一例と同様に、ラスタ方向（走査方向）を左右方向で示し、時間方向（フレーム方向）を上下方向で示している。また、図１６及び図１７では、図１５で説明した一例と同様に、第１走査範囲を形成する走査線数（ラスタ数）が「１６」であり、並列同時受信により４方向の反射波を同時受信する場合を例示している。また、図１６及び図１７の「Ｔ１」は、サンプリング周期を示す。また、図１６及び図１７の「Ｔ２」は、加算幅を示す。また、図１６及び図１７の「Ｔ３」は、フレーム周期を示す。フレーム周期「Ｔ３」は、通常のドプラモードにおけるパルス繰り返し周期となる。

第１方法では、図１６に示すように、図１５に示す一例と同様に、第１走査範囲が４本の走査線で形成される４つの範囲（第１範囲、第２範囲、第３範囲、第４範囲）に分割される。ただし、第１方法では、例えば、図１６に示すように、各範囲で並列同時受信が４回繰り返される。これにより、図１６に示すように、（ｎ−２）フレームにおいて、同一の受信走査線の同一地点の受信信号が４組得られる。図１６では、これら４組のデータを「ａ１，ａ２，ａ３，ａ４」で示している。同様に、図１６に示すように、（ｎ−１）フレームにおいて、同一の受信走査線の同一地点の受信信号が４組得られる。図１６では、これら４組のデータを「ｂ１，ｂ２，ｂ３，ｂ４」で示している。同様に、図１６に示すように、ｎフレームにおいて、同一の受信走査線の同一地点の受信信号が４組得られる。図１６では、これら４組のデータを「ｃ１，ｃ２，ｃ３，ｃ４」で示している。

例えば、送受信部１１は、「Ａ＝（ａ１＋ａ２＋ａ３＋ａ４）／４」を出力する。また、例えば、送受信部１１は、「Ｂ＝（ｂ１＋ｂ２＋ｂ３＋ｂ４）／４」を出力する。また、送受信部１１は、「Ｃ＝（ｃ１＋ｃ２＋ｃ３＋ｃ４）／４」を出力する。これにより、Ｓ／Ｎは、加算平均前と比較して、「６ｄＢ」向上する。そして、ドプラ処理部１４は、連続するフレームの同一地点のデータ列「Ａ、Ｂ、Ｃ」に対してＭＴＩフィルタ処理を実行する。

なお、ドプラ周波数的には、４データの加算によってローパスフィルタ（ＬＰＦ：Low Pass Filter）が掛かるが、サンプリング周期「Ｔ１」及び加算幅「Ｔ２」によってカットされる速度成分は、フレーム周期「Ｔ３」に比べて十分高速なので、低流速を観察する場合において問題になることはない。

また、第２方法では、例えば、図１７に示すように、送信走査線の位置を１走査線ずつずらして、４方向並列同時受信が行なわれる。これにより、第１方法と同様に、図１７に示すように、（ｎ−２）フレームにおいて、同一の受信走査線の同一地点の４組の受信信号「ａ１，ａ２，ａ３，ａ４」が得られ、「Ａ＝（ａ１＋ａ２＋ａ３＋ａ４）／４」が出力される。また、第１方法と同様に、図１７に示すように、（ｎ−１）フレームにおいて、同一の受信走査線の同一地点の４組の受信信号「ｂ１，ｂ２，ｂ３，ｂ４」が得られ、「Ｂ＝（ｂ１＋ｂ２＋ｂ３＋ｂ４）／４」が出力される。また、第１方法と同様に、図１７に示すように、ｎフレームにおいて、同一の受信走査線の同一地点の４組の受信信号「ｃ１，ｃ２，ｃ３，ｃ４」が得られ、「Ｃ＝（ｃ１＋ｃ２＋ｃ３＋ｃ４）／４」が出力される。これにより、Ｓ／Ｎは、加算平均前と比較して、「６ｄＢ」向上する。図１６及び図１７では、ドプラ画像データのフレームレートは同じである。

なお、図１７に示す一例では、２組の受信信号しか得られない走査線においては、２組の受信信号の加算平均が行なわれ、３組の受信信号しか得られない走査線においては、３組の受信信号の加算平均が行なわれる。また、図１７に示す一例では、１組の受信信号しか得られない走査線においては、この受信信号がドプラ処理部１４の処理対象のデータとなる。また、第２方法では、加算平均対象となる受信信号の組数に応じて、例えば、送信走査線の位置を２走査線ずつずらす場合であっても良い。

第２方法を行なう利点について、以下説明する。第１方法を行なう場合、第１超音波走査では、複数回の並列同時受信が行なわれる各範囲は、重複していない。図１６に例示する第１方法では、同一走査線で４つの受信信号を得るための送信位置が同一であることから、送信ビームによる位相の変化が生じない。ただし、図１６に例示する第１方法では、４回の並列同時受信が行なわれる各範囲は、重複していない。このため、図１６に例示する第１方法では、４ラスタごとの範囲間に筋状のアーチファクトが発生する場合がある。

一方、第２方法を行なう場合、第１超音波走査では、隣接する範囲を重複させた各範囲で並列同時受信が１回行なわれる。図１７に例示する第２方法では、同一走査線で４つの受信信号を得るための送信位置が異なるための微小な位相ずれ生じるが、かかる位相ずれは、ＭＴＩフィルタで除去可能である。そして、図１７に例示する第２方法では、並列同時受信が行なわれる各範囲が３走査線分重複しているため、筋状のアーチファクトが発生しない。

上述したように、第５の実施形態では、各走査線で得られた複数の受信信号をコヒーレント加算した受信信号を用いて、フレーム方向のＨＰＦ処理を行なう。これにより、第５の実施形態では、第１〜第４の実施形態で説明した第１超音波走査と比較してフレームレートが低下するものの、移動体情報を示す画像を生成するための受信信号のＳ／Ｎを向上させることができる。なお、上記では、並列同時受信数が「４」である場合を一例として説明したが、並列同時受信数は、任意の数に設定可能である。また、最初に説明したように、第５の実施形態に係る第１超音波走査は、並列同時受信を行なわない場合であっても、実行可能である。また、第５の実施形態に係る制御部１８の制御により、送受信部１１、又は、ドプラ処理部１４は、各走査線で得た複数の受信信号に対して、加算平均処理に類似するＬＰＦ処理を実行しても良い。また、第１〜第４の実施形態で説明した内容は、第１超音波走査の形態が異なる点以外、第５の実施形態でも適用可能である。

なお、上記の実施形態において、図示した各装置の各構成要素は機能概念的なものであり、必ずしも物理的に図示の如く構成されていることを要しない。すなわち、各装置の分散・統合の具体的形態は図示のものに限られず、その全部または一部を、各種の負荷や使用状況などに応じて、任意の単位で機能的または物理的に分散・統合して構成することができる。さらに、各装置にて行なわれる各処理機能は、その全部または任意の一部が、ＣＰＵおよび当該ＣＰＵにて解析実行されるプログラムにて実現され、あるいは、ワイヤードロジックによるハードウェアとして実現され得る。

また、第１の実施形態〜第５の実施形態で説明した超音波走査に関する制御方法は、予め用意された制御プログラムをパーソナルコンピュータやワークステーションなどのコンピュータで実行することによって実現することができる。この制御プログラムは、インターネットなどのネットワークを介して配布することができる。また、この制御プログラムは、ハードディスク、フレキシブルディスク（ＦＤ）、ＣＤ−ＲＯＭ、ＭＯ、ＤＶＤ、ＵＳＢメモリ及びＳＤカードメモリ等のＦｌａｓｈメモリ等、コンピュータで読み取り可能な非一時的な記録媒体に記録され、コンピュータによって非一時的な記録媒体から読み出されることによって実行することもできる。

以上、説明したとおり、第１の実施形態〜第５の実施形態によれば、同時に表示される移動体情報を示す画像と組織像との画質を向上させることができる。

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 超音波プローブ
２ モニタ
３ 入力装置
１０ 装置本体
１１ 送受信部
１２ バッファ
１３ Ｂモード処理部
１４ ドプラ処理部
１５ 画像生成部
１６ 画像メモリ
１７ 内部記憶部
１８ 制御部

Claims (10)

1. 超音波の送受信を行なう超音波プローブと、
   第１走査範囲内の移動体の運動に関する情報を取得する第１超音波走査を前記超音波プローブに実行させ、第２走査範囲内の組織形状の情報を取得する第２超音波走査として当該第２走査範囲を分割した複数の分割範囲それぞれの超音波走査を、前記第１超音波走査の間に時分割で前記超音波プローブに実行させる制御部と、
   前記第１超音波走査により取得された前記移動体の運動に関する情報を有する第１超音波画像を生成し、前記複数の分割範囲それぞれで実行された前記第２超音波走査により取得された前記組織形状の情報を有する分割画像を各々生成することで、前記第２走査範囲の第２超音波画像を生成する画像生成部と、
   を備え、
   前記制御部は、前記第１超音波画像及び前記第２超音波画像を表示部に表示させ、
   前記第１走査範囲を形成する複数の走査線それぞれで取得した受信信号をフレーム方向でハイパスフィルタ処理を行なって前記移動体の運動に関する情報を取得する方法に基づく超音波走査を、前記第１超音波走査として実行させ、
   前記第２超音波走査を実行させた分割範囲で新規に分割画像が生成されるごとに、前記表示部に表示された当該分割範囲の既存の分割画像を新規に生成された分割画像で更新する、超音波診断装置。
2. 前記制御部は、走査線ごとに超音波送受信を１回行なうことで前記第１走査範囲を形成する複数の走査線それぞれの受信信号を取得して、前記ハイパスフィルタ処理を行なうフレーム方向のデータ列を取得する方法に基づく超音波走査を、前記第１超音波走査として実行させる、請求項１に記載の超音波診断装置。
3. 前記制御部は、走査線ごとに超音波送受信を複数回行なうことで得られた各走査線の複数の受信信号に対して加算平均処理を実行することで、又は、加算平均処理に類似するローパスフィルタ処理を実行することで前記第１走査範囲を形成する複数の走査線それぞれの受信信号を取得して、前記ハイパスフィルタ処理を行なうフレーム方向のデータ列を取得する方法に基づく超音波走査を、前記第１超音波走査として実行させる、請求項１に記載の超音波診断装置。
4. 前記制御部は、前記第１超音波走査において、前記第１走査範囲を形成する走査線ごとに超音波送受信を複数回実行させる際に、並列同時受信を実行させる、請求項３に記載の超音波診断装置。
5. 前記制御部は、前記第１走査範囲を複数の範囲に分割して並列同時受信を実行させる、又は、隣接する範囲が重複するように前記第１走査範囲を複数の範囲に分割して並列同時受信を実行させる、請求項４に記載の超音波診断装置。
6. 前記制御部は、前記第２超音波走査で行なわれる各分割走査に要する時間を同一として、前記第１超音波走査が行なわれる間隔を等間隔とする、請求項１〜５のいずれか１つに記載の超音波診断装置。
7. 前記制御部は、前記第１超音波走査及び前記第２超音波走査の少なくとも一方で、並列同時受信を実行させる、請求項１〜６のいずれか１つに記載の超音波診断装置。
8. 前記制御部は、前記第１超音波走査として、ドプラ画像データ、又は、エラストグラフィを収集する超音波走査を実行させる、請求項１〜７のいずれか１つに記載の超音波診断装置。
9. 前記制御部は、１回の前記第１超音波走査に要する時間及び表示フレームレートに応じて、前記第１超音波走査により生成された前記第１走査範囲の複数の画像データを１つの画像データとして出力するように制御する、請求項１に記載の超音波診断装置。
10. 制御部が、超音波の送受信を行なう超音波プローブに対して、第１走査範囲内の移動体の運動に関する情報を取得する第１超音波走査を実行させ、第２走査範囲内の組織形状の情報を取得する第２超音波走査として当該第２走査範囲を分割した複数の分割範囲それぞれの超音波走査を、前記第１超音波走査の間に時分割で実行させ、
    画像生成部が、前記第１超音波走査により取得された前記移動体の運動に関する情報を有する第１超音波画像を生成し、前記複数の分割範囲それぞれで実行された前記第２超音波走査により取得された前記組織形状の情報を有する分割画像を各々生成することで、前記第２走査範囲の第２超音波画像を生成する、
    ことを含み、
    前記制御部は、前記第１超音波画像及び前記第２超音波画像を表示部に表示させ、
    前記第１走査範囲を形成する複数の走査線それぞれで取得した受信信号をフレーム方向でハイパスフィルタ処理を行なって前記移動体の運動に関する情報を取得する方法に基づく超音波走査を、前記第１超音波走査として実行させ、
    前記第２超音波走査を実行させた分割範囲で新規に分割画像が生成されるごとに、前記表示部に表示された当該分割範囲の既存の分割画像を新規に生成された分割画像で更新する、制御方法。