JP6968694B2 - 超音波診断装置、画像処理装置及び画像処理プログラム - Google Patents

Description

本発明の実施形態は、超音波診断装置、画像処理装置及び画像処理プログラムに関する。

近年、平面波送信或いは拡散波送信を行って１回の送信で超音波フレーム内の全受信ラスタで反射波信号をリアルタイムに受信する超音波走査（「全ラスタ並列同時受信」と呼ぶ）が可能になっている。また、フレーム間のデータ列をドプラデータ列として使用する超音波走査（「高フレームレート用超音波走査」と呼ぶ）を利用した血流映像法（「高フレームレート法」と呼ぶ）に、全ラスタ並列同時受信を適用する血流表示システム（「超高速フレームレート法」と呼ぶ）がある。

超高速フレームレート法では、例えば、１回の超音波の送信間隔を２００μｓとすると、フレームレートは５０００ｆｐｓ（Frames Per Second）となる。また、ＭＴＩ(Moving Target Indicator)フィルタでは、フレームデータを何フレームでも処理可能である。すなわち、超高速フレームレート法では、超音波の送信間隔とフレームレートとを一致させることが可能であるから、高フレームレート表示と高い折り返し速度とが確保されつつ、無限大の観測時間が得られる。すなわち、超高速フレームレート法では、低いカットオフ周波数の急峻なＭＴＩフィルタを構成することが可能である。これにより、超高速フレームレート法では、クラッタを最大限に除去することで低流速の血流から高流速の血流まで検出可能になる。

また、超高速フレームレート法の応用例として、５０００ｆｐｓの動画像をスロー再生して観察することで、心臓や頸動脈等の中を流れる複雑な血液の流れの可視化が可能となる。更に、血流のスペックルをトラッキングすることで血液の流れの２次元ベクトル表示が可能となる。

特許第３７２４８４６号公報 特開２０１４−４２８２３号公報 特開２０１４−１５８６９８号公報

Takahashi et al, Echo motion imaging with adaptive clutter filter for assessment of cardiac blood flow, Japanese Journal of Applied Physics, June 2015, vol.54, no.7, pp.07HF09-1-8 Bercoff et al, Ultrafast Compound Doppler Imaging: Providing Full Blood Flow Characterization, IEEE Transactions on Ultrasonics, Ferroelectrics, and Frequency Control, 2011, Vol.58, No.1, pp.134-147

本発明が解決しようとする課題は、アーティファクトを低減した血流画像を得ることができる超音波診断装置、画像処理装置及び画像処理プログラム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、抽出部と、算出部と、制御部とを備える。送受信部は、超音波プローブが有する複数の振動子を制御して超音波を送信した複数の振動子で同時に受信させた反射波から複数チャネルの受信信号を生成する。抽出部は、ビームフォーミング前に各チャネルの受信信号から組織由来の信号を抑圧して複数チャネルの第１の信号を抽出し、抽出した複数チャネルの第１の信号のうち所定方向の成分を抑圧してからビームフォーミングすることで第２の信号を抽出する。算出部は、前記第２の信号から血流情報を算出する。制御部は、前記血流情報から血流画像を生成して、表示部に表示させる。

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、セクタプローブを用いたセクタスキャン時に拡散波送信を行う場合の送信遅延制御を説明するための図である。 図３は、鏡面反射体によるアーティファクトの一例を示す図である。 図４は、鏡面反射体によるアーティファクトの一例を示す図である。 図５は、第１の実施形態に係る受信回路及びドプラ処理回路の構成例を示す図である。 図６は、アーティファクトの発生機序を説明するための図である。 図７は、アーティファクトの発生機序を説明するための図である。 図８は、アーティファクトの発生機序を説明するための図である。 図９は、アーティファクトの発生機序を説明するための図である。 図１０は、第１の実施形態を説明するための図である。 図１１は、第１の実施形態を説明するための図である。 図１２は、第１の実施形態を説明するための図である。 図１３は、第１の実施形態を説明するための図である。 図１４は、第１の実施形態に係る超音波診断装置による処理の手順を示すフローチャートである。 図１５は、第１の実施形態に係るドプラ処理回路による第２の血流信号抽出処理の手順を示すフローチャートである。 図１６は、第１の実施形態の変形例を説明するための図である。 図１７は、第２の実施形態を説明するための図である。 図１８は、第２の実施形態に係るドプラ処理回路による第２の血流信号抽出処理の手順を示すフローチャートである。 図１９は、第３の実施形態に係る受信回路及びドプラ処理回路の構成例を示すブロック図である。 図２０は、第３の実施形態に係るドプラ処理回路による第２の血流信号抽出処理の手順を示すフローチャートである。 図２１は、その他の実施形態に係る超音波診断装置による処理の手順を示すフローチャートである。 図２２は、その他の実施形態を説明するための図である。

以下、図面を参照して、実施形態に係る超音波診断装置、画像処理装置及び画像処理プログラムを説明する。なお、実施形態は、以下の実施形態に限られるものではない。また、一つの実施形態に記載した内容は、原則として他の実施形態にも同様に適用される。

（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に示すように、第１の実施形態に係る超音波診断装置１は、超音波プローブ１１と、入力装置１２と、ディスプレイ１３と、装置本体１００とを備える。超音波プローブ１１は、後述する装置本体１００が備える送受信回路１１０と通信可能に接続される。また、入力装置１２、及びディスプレイ１３は、装置本体１００が備える各種の回路と通信可能に接続される。

超音波プローブ１１は、被検体Ｐの体表面に接触され、超音波の送受信を行う。例えば、超音波プローブ１１は、複数の圧電振動子（振動子とも言う）を有する。これら複数の圧電振動子は、送受信回路１１０から供給される送信信号に基づいて、超音波を発生させる。発生した超音波は、被検体Ｐの体内組織において反射され、反射波信号として複数の圧電振動子にて受信される。超音波プローブ１１は、複数の圧電振動子にて受信した反射波信号を、送受信回路１１０へ送る。このように、超音波プローブ１１は、超音波を送信して反射波を受信する。

なお、第１の実施形態では、超音波プローブ１１は、被検体Ｐ内の２次元領域を走査（２次元走査）する１Ｄアレイプローブであってもよいし、被検体Ｐ内の３次元領域を走査（３次元走査）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よい。また、超音波プローブ１１は、リニアプローブ、コンベックスプローブ及びセクタプローブであってもよい。

入力装置１２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に対応する。入力装置１２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の各回路に対して適宜転送する。

ディスプレイ１３は、操作者が入力装置１２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基づく画像（超音波画像）等を表示したりする。

装置本体１００は、超音波プローブ１１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に示すように、装置本体１００は、例えば、送受信回路１１０と、Ｂモード処理回路１２０と、ドプラ処理回路１３０と、画像生成回路１４０と、画像メモリ１５０と、記憶回路１６０と、処理回路１７０とを有する。送受信回路１１０、Ｂモード処理回路１２０、ドプラ処理回路１３０、画像生成回路１４０、画像メモリ１５０、記憶回路１６０、及び処理回路１７０は、互いに通信可能に接続される。

送受信回路１１０は、超音波プローブ１１による超音波の送受信を制御する。例えば、送受信回路１１０は、送信回路１１１と受信回路１１２とを有し、後述する処理回路１７０の指示に基づいて、超音波プローブ１１が行う超音波送受信を制御する。

送信回路１１１は、送信波形データを作成し、作成した送信波形データから超音波プローブ１１が超音波を送信するための送信信号を生成する。そして、送信回路１１１は、超音波プローブ１１に送信信号を印加することで、超音波がビーム状に集束された超音波ビームを送信させる。

受信回路１１２は、超音波プローブ１１が受信した反射波信号に所定の遅延時間を与えて加算処理を行うことで、反射波信号の受信指向性に応じた方向から反射成分が強調された反射波データを生成し、生成した反射波データをＢモード処理回路１２０及びドプラ処理回路１３０に送信する。

例えば、受信回路１１２は、アンプ回路（適宜「Ａｍｐ」と記載する）、Ａ／Ｄ（Analog／Digital）変換器（適宜「ＡＤＣ」と記載する）、直交検波回路（適宜「ＩＱ」と記載する）等を有する。アンプ回路は、反射波信号をチャ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。

そして、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（以下、ＩＱ信号と記載する）を反射波データとして、バッファに格納する。

このような送受信回路１１０において、送信回路１１１は、超音波プローブ１１が有する複数の振動子を制御して平面波の超音波を送信或いは拡散波の超音波（平面波の超音波送信に類似する広範囲に渡る超音波）を送信させる。例えば、送信回路１１１は、処理回路１７０の制御により、平面波の超音波を超音波プローブ１１に送信させたり、拡散波の超音波を超音波プローブ１１に送信させたりする。

ここで、例えば、超音波プローブ１１としてリニアプローブを用いたリニアスキャン時に平面波送信を行う場合には、送信回路１１１は、開口内の振動子群で同時刻に超音波を送信させる。また、例えば、超音波プローブ１１としてコンベックスプローブを用いたコンベックススキャン時に拡散波送信を行う場合にも同様に、送信回路１１１は、開口内の振動子群で同時刻に超音波を送信させる。また、例えば、超音波プローブ１１としてセクタプローブを用いたセクタスキャン時に拡散波送信を行う場合には、送信回路１１１は、送信遅延制御を行って拡散波の超音波を送信させる。

図２は、セクタプローブを用いたセクタスキャン時に拡散波送信を行う場合の送信遅延制御を説明するための図である。図２では、ｘ軸上に８つの振動子を示す。図２に示すように、送信回路１１１は、振動子の後方に仮想の送信フォーカス位置（０，ｚ０）を設定して、振動子後方から波面が伝播しているかのような送信遅延制御を行って拡散波送信を行う。図２の例では、送信回路１１１は、仮想の送信フォーカス位置（０，ｚ０）から角度θの範囲において同心円状に超音波が拡散するような送信遅延制御を行って、開口幅Ｄの８つの振動子から拡散波の超音波を送信させる場合を示す。

そして、受信回路１１２は、超音波を送信した複数の振動子で同時に反射波信号を受信する超音波走査を超音波プローブ１１に実行させる。そして、受信回路１１２は、超音波を送信した複数の振動子で同時に受信させた反射波信号から複数チャネルの受信信号を生成する。なお、以下では、送信回路１１１に平面波の超音波を送信或いは拡散波の超音波を送信させて、かつ、受信回路１１２に超音波を送信した複数の振動子で同時に反射波信号を受信させる超音波走査のことを、「全ラスタ並列同時受信」と呼ぶ。なお、全ラスタ並列同時受信では、超音波プローブ１１が有する複数の振動子の全てを同時に使用するものに限定されるものではない。例えば、超音波プローブ１１が有する複数の振動子をブロックに分け、ブロック単位で振動子を使用して全ラスタ並列同時受信の超音波走査を行うようにしてもよい。

更に、送信回路１１１は、処理回路１７０の制御により、フレーム間のデータ列をドプラデータ列として使用する超音波走査（以下、「高フレームレート用超音波走査」と記載する）を超音波プローブ１１に実行させる（特許第３７２４８４６号公報，特開２０１４−４２８２３号公報を参照）。例えば、送信回路１１１は、処理回路１７０の制御により、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１１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１１に実行させる。なお、高フレームレート用超音波走査を利用した血流映像法のことを「高フレームレート法」と呼ぶ。

Ｂモード処理回路１２０は、受信回路１１２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う。Ｂモード処理回路１２０は、受信回路１１２から受信した反射波データに対して、対数増幅、包絡線検波処理等を行って、サンプル点（観測点）ごと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。Ｂモード処理回路１２０は、生成したＢモードデータを画像生成回路１４０へ送る。

また、Ｂモード処理回路１２０は、高調波成分を映像化するハーモニックイメージングを行うための信号処理を行なう。ハーモニックイメージングとしては、コントラストハーモニックイメージング（ＣＨＩ：Contrast Harmonic Imaging）や組織ハーモニックイメージング（ＴＨＩ：Tissue Harmonic Imaging）が知られている。また、コントラストハーモニックイメージングや組織ハーモニックイメージングには、スキャン方式として、振幅変調（ＡＭ：Amplitude Modulation）、「Pulse Subtraction法」や「Pulse Inversion法」と呼ばれる位相変調（ＰＭ：Phase Modulation）、ＡＭとＰＭとを組み合わせることで、ＡＭの効果及びＰＭの効果の双方が得られるＡＭＰＭが知られている。

ドプラ処理回路１３０は、受信回路１１２から受信した反射波データより、移動体のドプラ効果に基づく運動情報を、走査領域内の各サンプル点で抽出したデータ（ドプラデータ）を生成する。具体的には、ドプラ処理回路１３０は、移動体の運動情報として、平均速度、分散値、パワー値等を各サンプル点で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。ドプラ処理回路１３０は、生成したドプラデータを画像生成回路１４０へ送る。

画像生成回路１４０は、Ｂモード処理回路１２０やドプラ処理回路１３０が生成したデータから超音波画像データを生成する。例えば、画像生成回路１４０は、Ｂモード処理回路１２０が生成したＢモードデータから、反射波の強度を輝度で表したＢモード画像データを生成する。また、画像生成回路１４０は、ドプラ処理回路１３０が生成したドプラデータから、移動体情報（血流情報）を表すドプラ画像データを生成する。この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。すなわち、画像生成回路１４０は、血流情報から血流画像を生成する。

画像メモリ１５０は、Ｂモード処理回路１２０、ドプラ処理回路１３０、及び画像生成回路１４０により生成されたデータを記憶するメモリである。例えば、画像メモリ１５０は、画像生成回路１４０により生成された超音波画像データを、被検体Ｐの心電波形に対応付けて記憶する。

記憶回路１６０は、各種データを記憶する記憶装置である。例えば、記憶回路１６０は、超音波送受信、画像処理及び表示処理を行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１６０に記憶されるデータは、図示しないインタフェース部を介して、外部装置へ転送することができる。

また、記憶回路１６０は、Ｂモード処理回路１２０、ドプラ処理回路１３０、及び画像生成回路１４０により生成されたデータを記憶する。例えば、記憶回路１６０は、操作者により指定された所定心拍分の超音波画像データを記憶する。

処理回路１７０は、超音波診断装置１の処理全体を制御する。具体的には、処理回路１７０は、入力装置１２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１６０から読み込んだ各種制御プログラム及び各種データに基づいて、送受信回路１１０、Ｂモード処理回路１２０、ドプラ処理回路１３０、及び画像生成回路１４０等の処理を制御する。また、処理回路１７０は、画像メモリ１５０が記憶する超音波画像データをディスプレイ１３に表示させる。例えば、処理回路１７０は、画像メモリ１５０が記憶するＢモード画像データをディスプレイ１３に表示させる。また、処理回路１７０は、画像メモリ１５０が記憶するドプラ画像データをディスプレイ１３に表示させる。

例えば、処理回路１７０は、送信回路１１１及び受信回路１１２を制御して、全ラスタ並列同時受信を超音波プローブ１１に実行させる。すなわち、処理回路１７０は、送信回路１１１に平面波の超音波を送信或いは拡散波の超音波を送信させて、かつ、受信回路１１２に超音波を送信した複数の振動子で同時に反射波信号を受信させる。また、例えば、処理回路１７０は、送信回路１１１を制御して、高フレームレート用超音波走査を超音波プローブ１１に実行させる。すなわち、処理回路１７０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１１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１１に実行させる。また、例えば、処理回路１７０は、送信回路１１１及び受信回路１１２を制御して、高フレームレート法に、全ラスタ並列同時受信を適用する超高速フレームレート法を超音波プローブ１１に実行させる。

なお、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。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)、或いは、特定用途向け集積回路（Application Specific Integrated Circuit：ＡＳＩＣ）、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）、及び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１６０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１６０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。

このように構成される超音波診断装置１では、超音波を用いて血流を映像化する手法（カラードプラ法）は広く一般的に使用されている。ここで、Ｂモード像は６０ｄＢもの広いダイナミックレンジの信号を表示するが、血流像の場合は２０ｄＢ程度の狭い範囲の信号を表示する。このため、例えば、平面波送信或いは拡散波送信を行って１回の送信で超音波フレーム内の全受信ラスタで反射波信号をリアルタイムに受信する超音波走査（全ラスタ並列同時受信）を行った場合、Ｂモード像では明らかに方位方向の分解能低下が認められるが、血流像では方位方向の分解能の低下はあまり認められない。

このように、血流像においては方位方向の分解能低下は大きな問題にならないので、平面波或いは拡散波送信による血流表示は、多くの場合で有用な臨床画像を提供できる可能性がある。しかしながら、全ラスタ並列同時受信では、心臓の弁や壁といった鏡面反射体（強反射体）からの信号が血流像の中にアーティファクトになって現れる場合がある。

図３及び図４は、鏡面反射体によるアーティファクトの一例を示す図である。図３及び図４では、血流情報をパワー表示した場合の一例を示す。図３では、コンベックスプローブを用いて拡散波送信を行って、肝臓の血流信号を表示した画像の一例を示す。図３では、円弧状にアーティファクトＡＦ−１及びＡＦ−２が発生している。図４ではセクタプローブを用いて拡散波送信を行って心臓の血流信号を表示した画像を示す。図４では、図３と同様に円弧状にアーティファクトＡＦ−３及びＡＦ−４が発生している。

ところで、このような円弧状のアーティファクトの低減を試みる方法が開示されている。例えば、非特許文献１に記載の第１の方法では、ＭＴＩフィルタのカットオフ周波数をＢモードの心臓の動きに応じて変化させることで、円弧状のアーティファクトを低減させる。

この第１の方法では、円弧状のアーティファクトが発生するのは弁等の強反射体が高速に移動する時相であり、この時相はＭＴＩフィルタのカットオフ周波数を上げることでアーティファクトの発生を抑圧している。しかし、カットオフ周波数を上げることは血流信号も抑圧することになり、血液の流れの観察や２次元速度ベクトルの計算に支障がある場合がある。また、ＭＴＩフィルタのカットオフ周波数を上げても、円弧状のアーティファクトを完全には除去することはできない。

また、非特許文献２に記載の第２の方法は、複数の方向から平面波を送信して位置補正後にコヒーレントに加算することで通常の送信フォーカスと同等以上の性能を得るものであり、至極まっとうな方法である。しかし、第２の方法では、複数の送信を行うためにフレームレートが低下するという問題がある。更に、受信信号を加算するということはドプラ信号に対してＬＰＦ(Low Pass Filter)を掛けることになるので、高流速の血流が除去されてしまうという問題がある。この２つの問題は、目視で血液の流れを観察したり、２次元速度ベクトルを計算したりする上では看過できない問題である。

なお、サイドローブ低減という目的に対しては、ＭＶ(Minimum Variance)法、ＡＰＥＳ(Amplitude and Phase Estimation)法、ＰＣＩ(Phase Coherence Imaging)法といったアダプティブビームフォーミングの技術が知られている。しかし、ＭＶ法，ＡＰＥＳ法，ＰＣＩ法といったアダプティブビームフォーミングを試みてみたが、円弧状のアーティファクトはほとんど低減しなかった。

このようなことから、例えば、図３及び図４に示すような、平面波或いは拡散波送信を行って全ラスタ並列同時受信で血流表示を行った際に発生するアーティファクトを除去することが望まれる。そこで、以下では、強反射体から発生するサイドローブの対策方法について説明する。

まず、図５を用いて、第１の実施形態に係る受信回路１１２及びドプラ処理回路１３０の構成例について説明する。図５は、第１の実施形態に係る受信回路１１２及びドプラ処理回路１３０の構成例を示す図である。振動子は、送信回路１１１から供給される送信信号に基づいて、超音波を発生させる。発生した超音波は、被検体Ｐの体内組織において反射され、反射波信号として複数の圧電振動子にて受信される。振動子は、受信した反射波信号を、受信回路１１２へ送る。なお、図５では、高フレームレート法に、全ラスタ並列同時受信を適用する超高速フレームレート法において、血流画像を表示する場合について説明する。

送信回路１１１は、処理回路１７０の制御により、フレーム間のデータ列をドプラデータ列として使用する超音波走査を超音波プローブ１１に実行させる（特許第３７２４８４６，特開２０１４−４２８２３号公報を参照）。そして、受信回路１１２は、超音波プローブ１１に超音波を送受信させるごとに１フレームをスキャンして１フレーム分の受信信号を生成する。

また、送信回路１１１は、超音波プローブが有する複数の振動子を制御して超音波を送信させる。例えば、送信回路１１１は、超音波プローブ１１が有する複数の振動子を制御して平面波の超音波を送信或いは拡散波の超音波を送信させる。そして、受信回路１１２は、超音波を送信した複数の振動子で同時に反射波信号を受信する超音波走査を超音波プローブ１１に実行させる。

図５に示すように、受信回路１１２は、Ｎ個の振動子（振動子−１、・・・振動子−Ｎ）に接続される。なお、各振動子は、各チャネルに対応する。また、図５に示すように、受信回路１１２は、振動子−１により受信された反射波信号を処理するためのサブ回路として、アンプ回路２０１−１（図５中ではＡｍｐと記載）と、Ａ／Ｄ変換器２０２−１（図５中ではＡＤＣと記載）と、直交検波回路２０３−１（図５中ではＩＱと記載）とを有する。同様に、受信回路１１２は、振動子−Ｎにより受信された反射波信号を処理するためのサブ回路として、アンプ回路２０１−Ｎ（図５中ではＡｍｐと記載）と、Ａ／Ｄ変換器２０２−Ｎ（図５中ではＡＤＣと記載）と、直交検波回路２０３−Ｎ（図５中ではＩＱと記載）とを有する。

ここで、アンプ回路２０１−１とアンプ回路２０１−Ｎとを区別しない場合には、アンプ回路２０１と記載し、Ａ／Ｄ変換器２０２−１とＡ／Ｄ変換器２０２−Ｎとを区別しない場合には、Ａ／Ｄ変換器２０２と記載し、直交検波回路２０３−１と直交検波回路２０３−Ｎとを区別しない場合には、直交検波回路２０３と記載する。すなわち、受信回路１１２には、アンプ回路２０１とＡ／Ｄ変換器２０２と直交検波回路２０３とが、振動子（チャネル）ごとに設けられる。なお、上述したように、アンプ回路２０１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。また、Ａ／Ｄ変換器２０２は、ゲイン補正された反射波信号をＡ／Ｄ変換する。直交検波回路２０３は、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２０３は、変換したＩ信号及びＱ信号をドプラ処理回路１３０に送る。また、直交検波回路２０３は、変換したＩ信号及びＱ信号をビームフォーマー２０４に送る。

ビームフォーマー２０４は、ビームフォーミング機能を実行する。すなわち、ビームフォーマー２０４は、直交検波回路２０３により変換された各チャネルのＩ信号及びＱ信号を用いた整相加算処理により、反射波データを生成する。ビームフォーマー２０４は、生成した反射波データをＢモード処理回路１２０に出力する。

ドプラ処理回路１３０は、振動子−１により受信された反射波信号に対する処理を実行するサブ回路として、メモリ１３１−１とＭＴＩフィル１３２−１とを有する。また、ドプラ処理回路１３０は、振動子−Ｎにより受信された反射波信号に対する処理を実行するサブ回路として、メモリ１３１−ＮとＭＴＩフィルタ１３２−Ｎとを有する。ここで、メモリ１３１−１とメモリ１３１−Ｎとを区別しない場合には、メモリ１３１と記載し、ＭＴＩフィルタ１３２−１とＭＴＩフィルタ１３２−Ｎとを区別しない場合には、ＭＴＩフィルタ１３２と記載する。なお、ＭＴＩフィルタのことをフィルタ処理回路とも言う。また、ドプラ処理回路１３０は、ビームフォーマー１３３と自己相関回路１３４と算出回路１３５とを有する。

メモリ１３１は、各チャネルの複数フレーム分の受信信号をメモリに保持する。なお、メモリ１３１は、各チャネルの複数フレーム分の受信信号を格納可能な容量を有するものとする。

ＭＴＩフィル１３２は、ＭＴＩフィルタ機能を実行する。血流表示を行うためのスキャンには種々の方法があるが、ここでは高フレームレート法について説明する。すなわち、ＭＴＩフィルタ１３２は、組織由来の信号を抑圧するフィルタをフレーム間で掛けて第１の血流信号を抽出する。例えば、１回の送信で全ラスタ並列同時受信を行って得られた１フレームの画像をメモリ１３１に数フレーム分記憶しておき、フレーム間でフィルタ処理を行うことによって組織からの信号を除去する。言い換えると、ＭＴＩフィル１３２は、フレーム間のデータ列をドプラデータ列としてフィルタ処理を行う。ＭＴＩフィル１３２は、これらのフィルタ処理をチャネル毎に行う。ここで、ＭＴＩフィル１３２は、静止又は動きの小さい信号を除去するフィルタ処理を行う。例えば、ＭＴＩフィル１３２は、ＩＩＲ（Infinite Impulse Response）フィルタでもよいし、特開２０１４−１５８６９８号公報にて開示されているような主成分分析によるフィルタでもよい。

補正回路３００は、強反射体から発生するサイドローブを抑圧する補正処理を実行する。なお、補正回路３００の詳細については後述する。ビームフォーマー１３３は、ビームフォーミング機能を実行する。すなわち、ビームフォーマー１３３は、補正回路３００による補正処理後の各チャネルの反射波信号を用いた整相加算処理により、反射波データを生成する。ビームフォーマー１３３は、生成した反射波データを自己相関回路１３４に出力する。

自己相関回路１３４は、ビームフォーマー１３３により生成された反射波データを用いて、自己相関演算を行い、算出回路１３５は、血流信号の速度（Ｖ）、パワー（Ｐ）、分散（Ｔ）を推定する。すなわち、算出回路１３５は、第２の血流信号から血流情報を算出する。

ところで、平面波或いは拡散波送信で全ラスタ並列同時受信を行って血流表示を行った場合に、強反射体から発生するサイドローブの発生の機序については、解明されていなかった。また、本出願人は、特願２０１５−１８１１２５及び特願２０１５−１８１１２６で、円弧状アーティファクトの原因を回路の飽和と推定してアーティファクトを低減する方法を提案した。しかし、その後の調査により、回路が飽和していなくても円弧状アーティファクトが発生する場合があり、回路が飽和するとアーティファクトがより顕著になるということを突き止めた。そこで、平面波或いは拡散波送信で全ラスタ並列同時受信を行って血流表示を行った場合に、強反射体から発生するサイドローブの発生の機序について説明し、次いで強反射体から発生するサイドローブの対策方法について説明する。

まず、強反射体から発生するサイドローブを抑圧する補正処理の説明に先立って、アーティファクトの発生機序を説明する。ここでは、アーティファクトの発生機序を説明するために、ＭＴＩフィルタ１３２を通過後の信号とアーティファクトの関係について説明する。図６から図９は、アーティファクトの発生機序を説明するための図である。

図６では、セクタプローブで拡散波を送信した場合に、心臓内にアーティファクトが現れている画像を示す。なお、図６に示す各画像はすべて対数圧縮を行って表示している。
図６では、左側から順にＣＨ−Ｂ画像、ＣＨ−血流画像、ＢＦ後−Ｂ画像、ＢＦ後−血流画像、ＳＣ後−Ｂ画像、ＳＣ後−血流画像を示す。

ＣＨ−Ｂ画像は、直交検波回路２０３により出力された各チャネルの信号の振幅を画像化したものである。ＣＨ−血流画像は、ＭＴＩフィルタ１３２を通過後の信号の振幅を画像化したものである。なお、ＣＨ−Ｂ画像及びＣＨ−血流画像では、横方向がチャネル方向を示し、縦方向が深さ（時間）を示す。また、ＣＨ−血流画像は、対数圧縮後の画像でもよいが、対数圧縮前の振幅の画像を使用した方が後述の直線検出の感度が高いので好適である。

ＢＦ後−Ｂ画像は、ビームフォーマー２０４によりビームフォーミングされた後の信号を画像化したものである。ＢＦ後−血流画像は、ビームフォーマー１３３によりビームフォーミングされた後の信号を画像化したものである。ＳＣ後−Ｂ画像は、ディスプレイ１３用に信号を座標変換した後のＢモード画像であり、ＳＣ後−血流画像は、ディスプレイ１３用に信号を座標変換した後の血流画像である。

ここで、図６のＳＣ後−Ｂ画像において囲んだ領域６ａは、心臓の弁を示す。また、図６のＳＣ後−血流画像において囲んだ領域６ｂには円弧状のアーティファクトが発生している。また、ＳＣ後−血流画像において、ＳＣ後−Ｂ画像の領域６ａに対応する領域を領域６ｃで示す。図６のＳＣ後−Ｂ画像とＳＣ後−血流画像とを見比べると、ＳＣ後−血流画像において見える円弧状のアーティファクトと、ＳＣ後−Ｂ画像において囲んだ領域６ａとが重なる位置関係にある。このため、ＳＣ後−血流画像において囲んだ領域６ｂに見える円弧状のアーティファクトは、ＳＣ後−血流画像において囲んだ領域６ｃの心臓の弁が原因であることが分かる。

また、図６のＣＨ−血流画像には、チャネル方向に水平な線６ｄが表示されている。ここで、ＣＨ−Ｂ画像には、ＣＨ−血流画像において見られる線を観察できないことから、図６のＣＨ−血流画像における線６ｄは、ＭＴＩフィルタ１３２を通過した信号である。すなわち、図６のＣＨ−血流画像における線６ｄは、移動体に由来する信号である。また、図６のＳＣ後−Ｂ画像から、この移動体が心臓の弁であると特定できる。

図６のＣＨ−血流画像において表示される線が常にチャネル方向に水平な直線であるかを別の画像で検証した例について説明する。図７では、図６と同様に、セクタプローブで拡散波を送信した場合に、心臓内にアーティファクトが現れている画像を示す。なお、図７で示す画像はすべて対数圧縮を行って表示している。また、図７では、図６と同様に、左側から順にＣＨ−Ｂ画像、ＣＨ−血流画像、ＢＦ後−Ｂ画像、ＢＦ後−血流画像、ＳＣ後−Ｂ画像、ＳＣ後−血流画像を示す。図７に示すＣＨ−Ｂ画像、ＣＨ−血流画像、ＢＦ後−Ｂ画像、ＢＦ後−血流画像、ＳＣ後−Ｂ画像、ＳＣ後−血流画像は、図６に示すＣＨ−Ｂ画像、ＣＨ−血流画像、ＢＦ後−Ｂ画像、ＢＦ後−血流画像、ＳＣ後−Ｂ画像、ＳＣ後−血流画像と同様であるので、詳細な説明を省略する。

図７のＳＣ後−Ｂ画像において、画像のセンターから左右にほぼ対称な位置に強輝度の心臓壁７ａ及び心臓壁７ｂがある。また、図７のＳＣ後−血流画像において囲んだ領域７ｃには円弧状のアーティファクトが発生している。また、ＳＣ後−血流画像において、ＳＣ後−Ｂ画像の領域７ｂに対応する領域を領域７ｄで示す。ＳＣ後−血流画像において見える円弧状のアーティファクトと、ＳＣ後−Ｂ画像における右側の心臓壁７ｂとが重なる位置関係にある。このため、ＳＣ後−血流画像における円弧状のアーティファクトは、右側の心臓壁７ｂの部分が原因であることが分かる。

また、図７のＣＨ−血流画像において、チャネル方向に水平な線７ｅが表れている。ここで、ＳＣ後−血流画像において、左側の心臓壁はほとんど見えないので、図７のＣＨ−血流画像におけるチャネル方向に水平な線７ｅは、右側の心臓壁からの反射エコーが原因で現れていることが分かる。

一方、図７のＣＨ−Ｂ画像において、領域７ｆで示す右肩下がりの信号が現れている。ＳＣ後−Ｂ画像において、左側の心臓壁７ａ付近の信号強度は周囲より高いから、ＣＨ−Ｂ画像の領域７ｆで見える右肩下がりの信号は、左側の心臓壁７ａが原因であることが分かる。ＳＣ後−Ｂ画像で左側の心臓壁７ａの位置にある反射源から各チャネルで受信するエコー信号は、左側のチャネルは反射源からの距離が短いので早く反射波を受信し、右側のチャネルは反射源からの距離が長いので遅れて反射波受信することになるので、ＣＨ−Ｂ画像の領域７ｆの様に右肩下がりの信号になるのは自然である。

また、図７のＳＣ後−Ｂ画像において、左側の心臓壁７ａと対称の位置にある右側の心臓壁７ｂの位置にある反射源からのエコー信号では、右側のチャネルは反射源からの距離が短いので早く反射波を受信し、左側のチャネルは反射源からの距離が長いので遅れて反射波受信することになり、左肩下がりの信号になるはずである。しかしながら、ＳＣ後−Ｂ画像において、右側の心臓壁７ｂの位置にある反射源からのエコー信号が、図７のＣＨ−血流画像では、異常なことに水平の直線状になっている。

上述した説明では、反射源からの受信エコーを、ＤＡＳ(delay and sum)ビームフォーマーで想定しているような点反射体から発生する球面波と考えてきた。通常の送信フォーカスを掛けた場合には、主に送信ビーム上からエコーが返ってくる。したがって、反射源からの受信エコーを点反射体から発生する球面波と考えるのは自然である。また、平面波を送信する場合或いは拡散波を送信する場合であっても、散乱体や点反射体からのエコーはある１点からエコーが球面波で帰ってくると考えてよい。

次に、反射源が鏡面反射体である場合の受信エコーについて検討する。図８では、リニアプローブでのリニアスキャン時に平面波の送信波面が鏡面反射体に対して垂直に入射して反射する場合を示す。図８では、破線で送信波面を示し、実線で受信波面を示す。送信波面が鏡面反射体に垂直に入射して反射すると、実線で示すように平面波で反射する。ここで、鏡面反射体の表面を多数の点反射体の集合として置き換えても、ホイヘンスの原理から波面の先端は直線になると理解できる。なお、厳密には鏡面反射体の端部で送信波面が回折するが、ここでは送信波面の回折を無視する。

このような平面波の受信信号は、各チャネルで同一時刻（深さ）にエコーが入力されるから、図６のＣＨ−血流画像や図７のＣＨ−血流画像に現れるような、各チャネルの信号画像がチャネル方向に水平な直線のパターンになる。つまり、チャネル方向に水平な直線は、平面波を送信した場合に、鏡面反射体からの反射エコーが球面波ではなく、平面波であることに起因する。鏡面反射は、角度がわずかでも異なると反射方向が変わるので、定常的にアーティファクトが発生するのではなく、ちょうど角度が合った一瞬だけアーティファクトを発生する。これは実際の現象と一致する。なお、セクタプローブでのセクタスキャン時に拡散波を送信する場合も、座標変換する前の状態で考えれば、図８に示す、リニアプローブでのリニアスキャン時に平面波を送信する場合と同様に考えることができる。

なお、通常の送信フォーカスを行っている場合には、仮に上述の鏡面反射体からのアーティファクトが発生したとしても問題が顕在化しない。図９では、通常の送信フォーカスを行っている場合を示す。図９に示す通常の超音波送信では、超音波の受信ラスタと同じラスタ上に送信フォーカスを掛けて、１送信につき１ラスタで受信する。つまり送信と受信の双方によってフォーカスが掛かるために、送受音場のサイドローブレベルは低く、ほぼラスタ上にある反射体の反射波信号だけを受信する。このような場合、鏡面反射体からの信号は送信ビーム内にしか広がらないので、仮にアーティファクトが見えたとしても並列同時受信数内のラスタ（通常１〜４）にしか現れない。一方で、図８に示すように、全ラスタ並列同時受信では、同一の送信ビームなので全ラスタに影響が及び、円弧状のアーティファクトが発生する。

このように、平面波を送信した際に、鏡面反射体からの反射エコーが平面波である場合に、各チャネルの信号画像においてチャネル方向に水平な直線パターンのアーティファクトが発生する。そこで、第１の実施形態では、ドプラ処理回路１３０は、ビームフォーミング前に各チャネルの受信信号から組織由来の信号を抑圧して複数チャネルの第１の血流信号を抽出し、抽出した複数チャネルの第１の血流信号のうち所定方向の成分を抑圧してからビームフォーミングすることで第２の血流信号を抽出する。或いは、ドプラ処理回路１３０は、ビームフォーミング前に各チャネルの受信信号から組織由来の信号を抑圧して複数チャネルの第１の血流信号を抽出し、抽出した複数チャネルの第１の血流信号のうち振幅が所定の閾値以上の信号を抑圧してからビームフォーミングすることで第２の血流信号を抽出する。

以下では、第１の実施形態に係るドプラ処理回路１３０の処理の詳細について説明する。より具体的には、ＭＴＩフィルタ１３２によるフィルタ処理後の信号に対する第２の血流信号抽出処理について説明する。図１０から図１３は、第１の実施形態を説明するための図である。図１０では、セクタプローブで拡散波を送信した場合に、心臓内にアーティファクトが現れている画像を示す。なお、図１０で示す画像はすべて対数圧縮を行って表示している。

図１０では、左側から順にＣＨ−血流画像、ＣＨ−血流画像（直線検出）、ＣＨ−血流画像（直線抽出）、ＣＨ−血流画像（補正後）、ＳＣ後−血流画像（未補正）、ＳＣ後−血流画像（補正後）を示す。図１０のＣＨ−血流画像の画像は図６及び図７のＣＨ−血流画像と同一である。なお、以下に示すＣＨ−血流画像は、横方向にＣＨ（チャネル）方向を取って、縦方向に深さ（時間）を取る。また、以下の図で示すＣＨ−血流画像は見やすいように対数圧縮を行って表示しているが、補正回路３００で生成するＣＨ−血流画像は対数圧縮を行わない振幅信号を使用するものとする。

補正回路３００は、複数チャネルの第１の血流信号のうち所定方向の成分を抑圧する。例えば、補正回路３００は、第１の血流信号からＣＨ−血流画像を生成する。ここで、補正回路３００は、各ＭＴＩフィルタ１３２から出力された、チャネル毎の第１の血流信号の振幅を取って、ＣＨ−血流画像を生成する。

そして、補正回路３００は、ＣＨ−血流画像から所定方向の成分を検出する。例えば、補正回路３００は、チャネル方向に水平な直線を検出するソーベルフィルタを掛ける。ここで、チャネル方向に水平な直線を検出するソーベルフィルタとして、以下（式１）に示す係数行列を畳み込む。

補正回路３００は、ソーベルフィルタを掛けることにより、図１０のＣＨ−血流画像（直線検出）を得る。続いて、補正回路３００は、ＣＨ−血流画像（直線検出）に適切な閾値処理をして２値化した結果を縦方向に膨張処理のモフォロジー・フィルタを掛けてつながりを改善する。これにより、補正回路３００は、図１０のＣＨ−血流画像（直線抽出）を得る。なお、補正回路３００は、チャネル方向に水平な直線を検出するのにソーベルフィルタを使用する場合について説明したが、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、補正回路３００は、特定の傾きの直線を検出する公知の手法を使用することができる。

そして、補正回路３００は、抽出した複数チャネルの第１の血流信号のうち所定方向の成分を抑圧する。図１１を用いて、補正回路３００による抑圧処理を説明する。図１１では、横軸に入力値を示し、縦軸に出力値を示す。図１１に示すように、補正回路３００は、図１０のＣＨ−血流画像（直線抽出）において、入力値がα未満の場合は入力値を出力するが、入力値がα以上の信号に対しては抑圧する。たとえば入力値を１／４（−１２ｄＢ）にする。すなわち、補正回路３００は、入力値に応じて抑圧値を変えるように制御する。これにより、アーティファクトが発生する位置により画像のゲイン変化の不自然さを低減することができる。このような抑圧処理により、補正回路３００は、図１０のＣＨ−血流画像（補正後）を得る。図１０のＣＨ−血流画像（補正後）では、補正回路３００は、検出した領域の振幅値を−１２ｄＢで抑圧した場合を示す。

ビームフォーマー１３３は、複数チャネルの第１の血流信号のうち所定方向の成分を抑圧してからビームフォーミングすることで第２の血流信号を抽出する。ビームフォーマー１３３は、ＤＡＳによりビームフォーミングを行う。

なお、ビームフォーマー１３３によるビームフォーミングに続いて、自己相関回路１３４は、ラグが０及び１の自己相関演算を行う。そして、算出回路１３５は、血流信号の速度・分散・パワーを血流情報として計算する。これらの信号は、図１の画像生成回路１４０で座標変換されて画像メモリ１５０に保存される。そして、処理回路１７０は、血流画像をディスプレイ１３に表示させる。例えば、処理回路１７０は、図１０のＳＣ後−血流画像（補正後）に示す、座標変換後の血流信号のパワー画像をディスプレイ１３に表示させる。なお、各ＭＴＩフィルタ１３２から出力された、チャネル毎の第１の血流信号をビームフォーミングして、血流情報を計算した血流画像を、図１０のＳＣ後−血流画像（未補正）に示す。言い換えると、図１０のＳＣ後−血流画像（未補正）は、ＭＴＩフィルタ１３２によるフィルタ処理後の信号に対する第２の血流信号抽出処理を行わずに、生成した血流画像である。ＳＣ後−血流画像（未補正）とＳＣ後−血流画像（補正後）とを比較した場合、ＳＣ後−血流画像（未補正）で見られるアーティファクトがＳＣ後−血流画像（補正後）では消えていることが分かる。また、ＳＣ後−血流画像（補正後）では、直線を抽出した領域を０にするのではなく１／４の振幅（−１２ｄＢ）にしているのでつながりも自然である。

図１２では、セクタプローブで拡散波を送信した場合に、心臓内にアーティファクトが現れている画像の別例を示す。図１２では、動きが大きいクラッタ成分に由来する信号を含んだフレームを示す。なお、図１２で示す画像はすべて対数圧縮を行って表示している。図１２では、図１０と同様に、左側から順にＣＨ−血流画像、ＣＨ−血流画像（直線検出）、ＣＨ−血流画像（直線抽出）、ＣＨ−血流画像（補正後）、ＳＣ後−血流画像（未補正）、ＳＣ後−血流画像（補正後）を示す。

図１２のＣＨ−血流画像の画像は図６及び図７に示すＣＨ−血流画像と同様にして生成される。なお、以下に示すＣＨ−血流画像は、横方向にチャネル方向を取って、縦方向に深さ（時間）を取る。また、以下の図で示すＣＨ−血流画像は見やすいように対数圧縮を行って表示しているが、補正回路３００で生成するＣＨ−血流画像は対数圧縮を行わない振幅信号を使用するものとする。

補正回路３００は、第１の血流信号から図１２に示すＣＨ−血流画像を生成する。ここで、補正回路３００は、各ＭＴＩフィルタ１３２から出力された、チャネル毎の第１の血流信号の振幅を取って、ＣＨ−血流画像を生成する。ここで、図１２のＣＨ−血流画像の輝度がかなり明るくなっている。このような場合は、ＳＣ後−血流画像（未補正）でモーションアーティファクトが多い画像になってしまう問題があるのと同時に、横流れの大きいサイドローブの多い画像になる。

ＭＴＩフィルタ１３２を通過した後の組織の消え残りは動きやスペックルの位相変化によってチャネル毎に大きく変化する場合がある。このような場合に、例えば１つのチャネルだけに振幅の大きな信号が残ると、ＤＡＳによるビームフォーミング後には大きなサイドローブになる。このように弁や壁のように反射強度が大きくて動きが大きい組織からの信号であって、ＭＴＩフィルタ１３２を通過した後の消え残りの信号の振幅が大きい場合には、ＳＣ後−血流画像（未補正）において、問題が発生する。そこで、ＤＡＳによるビームフォーミング前に振幅を低減する、高輝度を抑える処理を実行することで、モーションアーティファクトを低減するとともに、サイドローブを低減するという２つの効果が期待できる。

図１３では、横軸に入力値を示し、縦軸に出力値を示す。図１３に示すように、補正回路３００は、図１２のＣＨ−血流画像において、入力値がα以上である信号について、予め決められた方法で入力値を抑圧した出力値を出力する。すなわち、補正回路３００は、入力値に応じて抑圧値を変えるように制御する。これにより、アーティファクトが発生する位置により画像におけるゲイン変化の不自然さを低減することができる。このような抑圧処理により、補正回路３００は、図１２のＣＨ−血流画像の振幅を低減する。更に、この高輝度を抑える処理により、補正回路３００は、直線を検出する際の閾値を、最大値に対する所定の割合とすることが可能になり、処理をロバスト最適化できる。

図１２のＳＣ後−血流画像（未補正）において、心腔内に見える円弧状のアーティファクトは、弁が原因である。しかし、ＣＨ−血流画像（直線抽出）において、弁に対応する部分に直線を検出していない。ＳＣ後−血流画像（補正後）では、ＳＣ後−血流画像（未補正）と比較してアーティファクトが低減している。このアーティファクトの低減は、直線を検出して抑圧したことによる効果ではなく、高輝度の信号を抑圧する処理により得られる効果である。このように、各チャネルのＭＴＩフィルタ１３２の出力値が大きい信号を抑圧することで、サイドローブを低減したり、アーティファクトを低減したりすることができる。また、図１２のＳＣ後−血流画像（未補正）において、画像下部の心臓壁のモーションアーティファクトによる高輝度な部分も、高輝度を抑える処理によって輝度が低下し、モーションアーティファクトを大幅に低減している。

図１４は、第１の実施形態に係る超音波診断装置による処理の手順を示すフローチャートである。なお、図１４では、高フレームレート法に、全ラスタ並列同時受信を適用する超高速フレームレート法において、血流画像を表示する場合について説明する。図１４に示すステップＳ１は、送信回路１１１により実現されるステップである。ステップＳ１では、送信回路１１１は、超音波プローブ１１に平面波又は拡散波の超音波を送信させる。

ステップＳ２は、受信回路１１２により実現されるステップである。ステップＳ２では、受信回路１１２は、反射波信号を受信して受信信号を生成する。受信回路１１２は、生成した受信信号をドプラ処理回路１３０に出力する。これにより、各チャネルの受信信号は、各振動子に対応するメモリ１３１に格納される。なお、受信回路１１２は、ビームフォーマー２０４を介して、生成した受信信号をＢモード処理回路１２０に出力する。

ステップＳ３及びステップＳ４は、ＭＴＩフィルタ１３２により実現されるステップである。ステップＳ３では、ＭＴＩフィルタ１３２は、各チャネルの受信信号をメモリ１３１から取得する。例えば、ＭＴＩフィルタ１３２−１は、振動子−１に対応するメモリ１３１−１から受信信号を取得し、ＭＴＩフィルタ１３２−Ｎは、振動子−Ｎに対応するメモリ１３１−Ｎから受信信号を取得する。

ステップＳ４では、ＭＴＩフィルタ１３２は、第１の血流信号を抽出する。例えば、ＭＴＩフィルタ１３２は、ビームフォーミング前に各チャネルの受信信号から組織由来の信号を抑圧して複数チャネルの第１の血流信号を抽出する。

ステップＳ５では、ドプラ処理回路１３０は、第２の血流信号抽出処理を実行する。図１５は、第１の実施形態に係るドプラ処理回路による第２の血流信号抽出処理の手順を示すフローチャートである。なお、図１５に示す処理は、図１４に示すステップＳ５の処理に対応する。

図１５に示すステップＳ１０１からステップＳ１０４は、補正回路３００により実現されるステップである。ステップＳ１０１では、補正回路３００は、第１の血流信号からＣＨ−血流画像を生成する。ここで、補正回路３００は、各ＭＴＩフィルタ１３２から出力された、チャネル毎の第１の血流信号の振幅を取って、ＣＨ−血流画像を生成する。

ステップＳ１０２では、補正回路３００は、振幅が所定の閾値以上の信号を抑圧する。例えば、補正回路３００は、ＣＨ−血流画像の入力値が所定の閾値以上である信号について、所定の比率を入力値に掛けて抑圧した出力値を出力する。言い換えると、補正回路３００は、複数チャネルの第１の血流信号のうち振幅が所定の閾値以上の信号を抑圧する。

ステップＳ１０３では、補正回路３００は、所定方向の成分を検出する。例えば、補正回路３００は、チャネル方向に水平な直線を検出するソーベルフィルタをＣＨ−血流画像に掛ける。ここで、チャネル方向に水平な直線を検出するソーベルフィルタとして、上記（式１）に示す係数行列を畳み込む。そして、補正回路３００は、この出力に適切な閾値処理をして２値化した結果を縦方向に膨張処理のモフォロジー・フィルタを掛けてつながりを改善する。

ステップＳ１０４では、補正回路３００は、抽出した複数チャネルの第１の血流信号のうち所定方向の成分を抑圧する。ステップＳ１０５では、ビームフォーマー１３３は、複数チャネルの第１の血流信号のうち所定方向の成分を抑圧してからビームフォーミングすることで第２の血流信号を抽出する。

ステップＳ１０５は、ビームフォーマー１３３により実現されるステップである。ビームフォーマー１３３は、ＤＡＳによりビームフォーミングを行う。すなわち、ビームフォーマー１３３は、複数チャネルの第１の血流信号のうち振幅が所定の閾値以上の信号を抑圧した後に、所定方向の成分を抑圧してからビームフォーミングすることで第２の血流信号を抽出する。なお、補正回路３００は、図１５に示す、ステップＳ１０２の処理、或いは、ステップＳ１０３及びステップＳ１０４の処理のいずれか一方を省略してもよい。すなわち、ビームフォーマー１３３は、複数チャネルの第１の血流信号のうち所定方向の成分を抑圧してからビームフォーミングすることで第２の血流信号を抽出する。或いは、ビームフォーマー１３３は、複数チャネルの第１の血流信号のうち振幅が所定の閾値以上の信号を抑圧してからビームフォーミングすることで第２の血流信号を抽出する。

図１４に戻る。ステップＳ６は、算出回路１３５により実現されるステップである。ステップＳ６では、算出回路１３５は、第２の血流信号から血流情報を算出する。例えば、算出回路１３５は、血流情報として、血流信号の速度（Ｖ）、パワー（Ｐ）、分散（Ｔ）を推定する。

ステップＳ７は、画像生成回路１４０により実現されるステップである。ステップＳ７では、画像生成回路１４０は、血流情報から血流画像を生成する。ステップＳ８は、処理回路１７０により実現されるステップである。ステップＳ８では、処理回路１７０は、血流画像をディスプレイ１３に表示させる。

ここで、超音波走査のフレームレートが６０００ｆｐｓであり、表示レートが６０ｆｐｓの場合、リアルタイムでディスプレイ１３に表示される情報は、超音波走査したフレームのうち僅かなフレームになる。このようなことから、処理回路１７０は、心臓の血液の流れを観察する場合には、超音波走査をフリーズした後に６０００ｆｐｓ或いは１／１０に間引いた６００ｆｐｓの情報をスローで再生する。こうすることで、操作者は、血液の流れを目視で観察することができる。このように、スローで再生する場合は、６０００ｆｐｓもしくは６００ｆｐｓの画像が必要になる。この場合、処理回路１７０は、リアルタイムで必要なフレーム数の画像を生成してもよいし、メモリ１３１に１心拍分のデータを保存しておいて、フリーズ後に１心拍分の画像を生成するようにしてもよい。

なお、処理回路１７０は、超音波走査をフリーズした後にスローモーション表示を行う代わりに、超音波の送受信を実行中は、１心拍に要する時間に所定の係数を掛けた時間で、１心拍分の血流画像をディスプレイ１３に表示させるようにしてもよい。例えば、処理回路１７０は、特開２００１−１７８７２３号公報に開示されているような方法でスキャン時に１心拍をＮ心拍の時間を掛けて表示することでＮ倍のスローモーション表示を行う。

また、処理回路１７０は、血流画像間でスペックルの動きを追跡することにより血液の流れを示す２次元ベクトルを特定し、特定した２次元ベクトルをディスプレイ１３に表示させるようにしてもよい。例えば、処理回路１７０は、６０００ｆｐｓもしくは間引いた６００ｆｐｓの画像から相互相関法によって血液のスペックルの動きを追跡して血液の流れを２次元ベクトル表示する。

上述したように、第１の実施形態に係る超音波診断装置１は、ビームフォーミング前に各チャネルの受信信号から組織由来の信号を抑圧して複数チャネルの第１の血流信号を抽出し、抽出した複数チャネルの第１の血流信号のうち所定方向の成分を抑圧してからビームフォーミングすることで第２の血流信号を抽出する。或いは、第１の実施形態に係る超音波診断装置１は、ビームフォーミング前に各チャネルの受信信号から組織由来の信号を抑圧して複数チャネルの第１の血流信号を抽出し、抽出した複数チャネルの第１の血流信号のうち振幅が所定の閾値以上の信号を抑圧してからビームフォーミングすることで第２の血流信号を抽出する。この結果、第１の実施形態によれば、平面波或いは拡散波送信を送信した場合に、鏡面反射体によるアーティファクトを低減することができる。この結果、アーティファクトによる影響の少ない血流画像をディスプレイ１３に表示させることができる。

また、第１の実施形態では、ＭＴＩフィルタ１３２によるフィルタ処理後のＣＨ−血流画像において、水平方向の直線となる信号を抑圧する。この結果、第１の実施形態によれば、鏡面反射による送信サイドローブを低減することができる。

また、第１の実施形態では、ＭＴＩフィルタ１３２によるフィルタ処理後のＣＨ−血流画像で振幅の大きい信号を抑圧する。この結果、第１の実施形態によれば、強反射体による送信サイドローブを低減することができる。

また、散乱体からの散乱エコーの場合にはＣＨ−血流画像では明瞭な線となって現れない。ＣＨ−血流画像において明瞭な直線が現れるのは鏡面反射エコーのみである。このため、上述した実施形態は、血流像においては有効に機能する。なお、上述した実施形態は、Ｂモード像においては適応が難しい場合がある。

また、ＭＶ法、ＡＰＥＳ法、ＰＣＩ法では、受信遅延後で加算前の信号に対してアダプティブビームフォーミングを行う。しかし、鏡面反射体からの信号は平面波なので球面波を想定した通常の受信遅延では位相が揃わない。このため、ＭＶ法、ＡＰＥＳ法、ＰＣＩ法では鏡面反射によるアーティファクトを低減できない。

（第１の実施形態の変形例）
上述した実施形態では、リニアプローブで平面波送信を行った場合や、セクタプローブで拡散波送信を行った場合に、鏡面反射体に平面波が垂直に入射する場合を示した。かかる場合、受信信号のチャネル方向に水平な直線成分が、血流画像におけるアーティファクトの原因となった。ところで、リニアプローブで平面波送信を行った場合に、鏡面反射体に斜めに平面波が入射する場合がある。そこで、鏡面反射体に斜めに平面波が入射した場合を図１６に示す。図１６は、第１の実施形態の変形例を説明するための図である。

図１６では、超音波プローブ１１が有する振動子のうち１２個の振動子を示す。また、図１６では、鏡面反射体が振動子のチャネル方向に対して、傾いている場合を示す。図１６では、破線で送信波面を示し、実線で受信波面を示す。図１６に示すように、鏡面反射体に斜めに平面波が入射した場合、受信波面は、振動子のチャネル方向に対して、傾いた波面となる。ここで、斜めに反射した波面を受信開口内の受信チャネルで受信できない場合には、アーティファクトの問題は発生しない。しかし、斜めに反射した波面を受信開口内の受信チャネルで受信できる場合には、アーティファクトの問題が発生する。

例えば、斜めに反射した波面が受信開口内にある場合、ＣＨ−血流画像における鏡面反射体からの信号は斜めの直線となる。このため補正回路３００は、チャネル方向に水平な直線だけを検出するのではなく、ある範囲の傾きを持った直線を検出するようにする。すなわち、補正回路３００は、所定方向の成分として、チャネル方向に対する傾きが所定の範囲内の直線となる成分を抽出する。具体的には、補正回路３００は、直線検出方向の異なる複数のソーベルフィルタを掛けて結果の論理和を取る。なお、補正回路３００は、特定の傾きの直線を検出する公知の手法を用いてもよい。そして、補正回路３００は、抽出した成分を第１の血流信号から抑圧する。

上述の第１の実施形態の実現手段として、ハードウエアで行う方式でも、ソフトウエアで行う方式でも良い。例えば、第１の実施形態をソフトウエアで実現する場合、受信回路の後段であってドプラ処理回路の前段に、ＭＴＩフィルタ１３２と、補正回路３００と、ビームフォーマー１３３とに対応する機能を有するビームフォーマーを配置する。このビームフォーマーは、例えば、処理回路とメモリとを有し、例えば、記憶回路１６０が記憶するプログラムを読み出すことで、ＭＴＩフィルタ１３２と、補正回路３００と、ビームフォーマー１３３とに対応する機能を実行する。

以上の説明では受信回路およびドプラ処理回路はハードウエアで構成されているように記述したが、すべてをハードウエアで行わないで、一部をソフトウエアで行ってもよい。具体的には、図５において、ＭＴＩフィルタ１３２、補正回路３００、ビームフォーマー１３３、自己相関回路１３４及び算出回路１３５による処理をソフトウエアで行ってもよい。

また、ソフトウエアでビームフォーミングを行うことで、ドプラ処理回路１３０は、チャネル毎に同一のハードウエアを持つ必要がなくなる。ソフトウエアはＣＰＵあるいはＤＳＰあるいはＧＰＵのいずれの上で動作してもよい。また、ソフトウエアでビームフォーミングを行う場合に最も負荷の大きい処理は、ビームフォーマー１３３により実現される処理である。

ここで、全ラスタ並列同時受信で得られるフレームレートを６０００ｆｐｓとする。また、画像生成回路１４０で画像を構成してディスプレイ１３で表示するレートを６０ｆｐｓとする。かかる場合、ビームフォーマーは、ビームフォーミングを６０ｆｐｓで行えば良い。これによってビームフォーミングの処理を１／１００に低減することができる。すなわち、ビームフォーマーは、１フレームをスキャンする周期よりビームフォーミングを行う周期を長く設定する。

ここで、受信回路内でビームフォーミングしてドプラ処理回路に受信信号を出力する従来技術では、ビームフォーミングのレートはフレームレートと同じ６０００ｆｐｓである必要がある。なお、従来技術では、各チャネルの受信信号をビームフォーミングしているので、ドプラ処理回路は１つの受信信号を処理する１系統である。

一方、第１の実施形態のドプラ処理回路１３０は、チャネル数に対応する受信信号を処理する複数系統である。例えば、チャネル数を１００とした場合、従来技術に比べてＭＴＩフィルタ１３２の処理は１００倍の時間が必要になる。しかし、ビームフォーマーを配置して第１の実施形態のドプラ処理回路１３０をソフトウエアで実現する場合、ビームフォーミングの処理を１／１００に低減することができるので、処理時間を１／１００に短縮できる。したがって、ビームフォーマーを配置することで、チャネル毎にＭＴＩフィルタ１３２の処理を行ったとしても、従来技術に比べて、処理負荷を軽減できる。

（第２の実施形態）
第１の実施形態では、血流のチャネル画像から鏡面反射で発生するチャネル方向に水平な直線を検出した。ところで、心腔内の血流信号と弁からの鏡面反射信号とが混在している場合には、ＣＨ−血流画像から直線を検出するのが困難な場合がある。

このようなことから、第２の実施形態として、第１の血流信号（ＣＨ−血流画像ではなくＩＱ信号）をチャネル方向にフーリエ変換（ＦＦＴ：Fast Fourier Transform）することで血流信号と鏡面反射信号とを分離して直線を検出しやすくする場合について説明する。

なお、第２の実施形態に係る超音波診断装置１の全体構成は、補正回路３００の一部の機能が異なる点を除いて、図１に示した第１の実施形態に係る超音波診断装置１の全体構成と同様であるので、ここでは説明を省略する。なお、第２の実施形態では、第１の実施形態と同様に、高フレームレート法に、全ラスタ並列同時受信を適用する超高速フレームレート法において、血流画像を表示する場合について説明する。また、第１の実施形態と同様に、送信回路１１１は、処理回路１７０の制御により、フレーム間のデータ列をドプラデータ列として使用する超音波走査を超音波プローブ１１に実行させる。また、送信回路１１１は、超音波プローブ１１が有する複数の振動子を制御して平面波の超音波を送信或いは拡散波の超音波を送信させる。そして、受信回路１１２は、超音波を送信した複数の振動子で同時に反射波信号を受信する超音波走査を超音波プローブ１１に実行させる。

図１７は、第２の実施形態を説明するための図である。図１７で示す画像はすべて対数圧縮を行って表示している。図１７では、左側から順にＣＨ−血流画像、ＦＦＴ−血流画像、ＦＦＴ−血流画像（直線検出）、ＦＦＴ−血流画像（直線抽出）、ＦＦＴ−血流画像（補正後）、ＣＨ−血流画像（補正後）、ＳＣ後−血流画像（未補正）、ＳＣ後−血流画像（補正後）を示す。なお、以下に示すＦＦＴ−血流画像は横方向にチャネル方向を取って、縦方向に深さ（時間）を取る。また、以下の図で示すＣＨ−血流画像は見やすいように対数圧縮を行って表示しているが、補正回路３００で生成するＣＨ−血流画像は対数圧縮を行わない振幅信号を使用するものとする。

補正回路３００は、各ＭＴＩフィルタ１３２からチャネル毎の第１の血流信号（ＩＱ信号）を取得する。そして、補正回路３００は、各ＭＴＩフィルタ１３２から出力されたチャネル毎の第１の血流信号（ＩＱ信号）をチャネル方向にフーリエ変換してＦＦＴ−血流画像（第１の変換信号とも言う）を生成する。なお、補正回路３００は、各ＭＴＩフィルタ１３２から取得したチャネル毎の第１の血流信号から、ＣＨ−血流画像を生成しなくてもよいが、図１７には参照用としてＣＨ−血流画像を図示している。

続いて、補正回路３００は、ＦＦＴ−血流画像から所定方向の成分を検出する。ここで、例えば、補正回路３００は、所定方向の成分として、チャネル方向に対する傾きが所定の範囲内の直線となる成分を第１の変換信号から抽出する。より具体的には、補正回路３００は、チャネル方向に水平な直線を検出するソーベルフィルタを掛ける。チャネル方向に水平な直線を検出するソーベルフィルタとして、上記（式１）に示す係数行列を畳み込む。補正回路３００は、ソーベルフィルタを掛けることにより、図１７のＦＦＴ−血流画像（直線検出）を得る。続いて、補正回路３００は、ＦＦＴ−血流画像（直線検出）に適切な閾値処理をして２値化した結果を縦方向に膨張処理のモフォロジー・フィルタを掛けてつながりを改善する。これにより、補正回路３００は、図１７のＦＦＴ−血流画像（直線抽出）を得る。なお、補正回路３００は、チャネル方向に水平な直線を検出するのにソーベルフィルタを使用する場合について説明したが、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、補正回路３００は、特定の傾きの直線を検出する公知の手法を使用することができる。

そして、補正回路３００は、ＦＦＴ−血流画像において所定方向の成分を抑圧する。すなわち、補正回路３００は、抽出した成分を第１の変換信号から抑圧する。これにより、補正回路３００は、図１７のＦＦＴ−血流画像（補正後）を得る。なお、補正回路３００は、図１１で説明した抑圧処理と同様にして、ＦＦＴ−血流画像において所定方向の成分を抑圧する。続いて、補正回路３００は、ＦＦＴ−血流画像（補正後）を逆フーリエ変換（ＩＦＦＴ：Inverse FFT）した信号について、振幅をチャネル方向に画像化したＣＨ−血流画像（補正後）を得る。

ビームフォーマー１３３は、第１の変換信号において所定方向の成分を抑圧した後に、逆フーリエ変換してからビームフォーミングすることで第２の血流信号を抽出する。ここで、図１７のＳＣ後−血流画像（未補正）はＣＨ−血流画像をビームフォーミングして座標変換した画像であり、ＳＣ後−血流画像（補正後）は、ＣＨ−血流画像（補正後）をビームフォーミングして座標変換した画像である。ＳＣ後−血流画像（補正後）では、弁のアーティファクトが除去されていることが分かる。

また、ＣＨ−血流画像から直線を抽出するより、ＦＦＴ−血流画像から直線を抽出する方が容易である。具体的には、セクタプローブで拡散波送信を行った第１の血流信号をチャネル方向にフーリエ変換すると、ビームフォーミングしたかのような信号が得られる。エコー源が十分遠距離にある場合には、フラウンホッファー近似が成立して、開口分布のフーリエ変換によってエコー源分布が得られる。エコー源が十分遠距離でない場合でもフーリエ変換によって、ＣＨ−血流画像よりもエコー源分布が得られる。これによってＣＨ−血流画像では広く分布していた血流信号を、ＦＦＴ−血流画像のようにエコー源分布に近い領域に限定することができる。一方、鏡面反射信号は平面波で帰ってくるためにフーリエ変換によってエコー源分布像は得られず、位相はチャネル間で変化しているので全周波数領域にまたがって直線の画像になる。なお、チャネル方向のフーリエ変換によってエコー源分布に近い画像が得られるのはセクタプローブで拡散波送信を行った場合のみで、リニアプローブで平面波送信を行った場合にはエコー源分布に近い画像は得られない。

次に、第２の実施形態に係る超音波診断装置による処理の手順を説明する。第２の実施形態に係る超音波診断装置による処理の手順は、図１４のステップＳ５に示す第２の血流信号抽出処理の手順が異なる点を除いて、図１４に示す処理の手順と同様である。このため、以下では、第２の実施形態に係る第２の血流信号抽出処理について説明する。図１８は、第２の実施形態に係るドプラ処理回路による第２の血流信号抽出処理の手順を示すフローチャートである。なお、図１８に示す処理は、図１４に示すステップＳ５の処理に対応する。

図１８に示すステップＳ２０１からステップＳ２０５は、補正回路３００により実現されるステップである。ステップＳ２０１では、補正回路３００は、第１の血流信号をチャネル方向にＦＦＴ変換して第１の変換信号を生成する。ここで、補正回路３００は、各ＭＴＩフィルタ１３２から出力された、チャネル毎の第１の血流信号をチャネル方向にＦＦＴ変換する。これにより、補正回路３００は、図１７に示すＦＦＴ−血流画像を得る。

ステップＳ２０２では、補正回路３００は、所定方向の成分を検出する。例えば、補正回路３００は、チャネル方向に水平な直線を検出するソーベルフィルタを第１の変換信号に掛ける。ここで、チャネル方向に水平な直線を検出するソーベルフィルタとして、上記（式１）に示す係数行列を畳み込む。これにより、補正回路３００は、第１の変換信号として、図１７に示すＦＦＴ−血流画像（直線検出）を得る。そして、補正回路３００は、この出力に適切な閾値処理をして２値化した結果を縦方向に膨張処理のモフォロジー・フィルタを掛けてつながりを改善する。これにより、補正回路３００は、図１７に示すＦＦＴ−血流画像（直線抽出）を得る。

ステップＳ２０３では、補正回路３００は、第１の変換信号において所定方向の成分を抑圧する。例えば、補正回路３００は、図１７に示すＦＦＴ−血流画像（補正後）を得る。ステップＳ２０４では、補正回路３００は、所定方向の成分を抑圧した第１の変換信号をチャネル方向にＩＦＦＴする。これにより、補正回路３００は、ＦＦＴ−血流画像（補正後）を逆フーリエ変換した信号について、振幅をチャネル方向に画像化したＣＨ−血流画像（補正後）を得る。

ステップＳ２０５は、ビームフォーマー１３３により実現されるステップである。ステップＳ２０５では、ビームフォーマー１３３は、図１７に示すＣＨ−血流画像（補正後）をビームフォーミングすることで第２の血流信号を抽出する。ビームフォーマー１３３は、ＤＡＳによりビームフォーミングを行う。なお、補正回路３００は、ステップＳ２０１の処理に先立って、図１５に示すステップＳ１０２の抑圧処理を更に実行してもよい。

上述したように、第２の実施形態では、第１の血流信号をチャネル方向にフーリエ変換することで血流信号と鏡面反射信号とを分離して直線を検出しやすくする。この結果、第２の実施形態によれば、例えば、心腔内の血流信号と弁からの鏡面反射信号とが混在している場合にも、ＣＨ−血流画像から直線を検出することが可能になる。これにより、第２の実施形態では、強反射体によるアーティファクトを低減することができる。

（第３の実施形態）
第２の実施形態では、第１の血流信号をチャネル方向にフーリエ変換して、直線部分の信号を抑圧してから逆フーリエ変換してＤＡＳのビームフォーミングを行う場合について説明した。ところで、１回の平面波あるいは拡散波を送信して得られた各チャネルの受信信号を時間方向とチャネル方向の２次元信号とみなして２次元フーリエ変換を行って、２次元周波数空間で座標変換を行った後に２次元逆フーリエ変換を行うことでビームフォーミングが可能であることが知られている（参考文献１「Garcia et al, "Stolt's f-k migration for plane wave ultrasound imaging", IEEE Transactions on Ultrasonics, Ferroelectrics, and Frequency Control, 2013, Vol.60, No.9, pp.1853-1867」及び参考文献２「米国特許第６６８５６４１号明細書」）。

このようなことから、チャネル方向にフーリエ変換したのなら、更に深さ（時間）方向にフーリエ変換して２次元周波数空間（ｋ空間とも呼ぶ）でビームフォーミングを行った方が効率的である。そこで、第３の実施形態では、チャネル方向にフーリエ変換した後に更に深さ（時間）方向にフーリエ変換してビームフォーミングする場合について説明する。

なお、第３の実施形態に係る超音波診断装置１の全体構成は、ドプラ処理回路の一部の構成が異なる点を除いて、図１に示した第１の実施形態に係る超音波診断装置１の全体構成と同様である。このため、以下では、第３の実施形態に係るドプラ処理回路の構成について説明する。

図１９は、第３の実施形態に係る受信回路１１２及びドプラ処理回路１３０の構成例を示すブロック図である。なお、図１９に示す受信回路１１２の構成は、図５に示す受信回路１１２の構成と同様であるので、詳細な説明を省略する。また、図１９では、高フレームレート法に、全ラスタ並列同時受信を適用する超高速フレームレート法において、血流画像を表示する場合について説明する。

ドプラ処理回路１３０は、図５に示すドプラ処理回路１３０と同様に、振動子−１により受信された反射波信号に対する処理を実行するサブ回路として、メモリ１３１−１とＭＴＩフィル１３２−１とを有し、振動子−Ｎにより受信された反射波信号に対する処理を実行するサブ回路として、メモリ１３１−ＮとＭＴＩフィル１３２−Ｎとを有する。なお、メモリ１３１−１とメモリ１３１−Ｎとを区別しない場合には、メモリ１３１と記載し、ＭＴＩフィルタ１３２−１とＭＴＩフィルタ１３２−Ｎとを区別しない場合には、ＭＴＩフィル１３２と記載する。

補正回路４００は、強反射体から発生するサイドローブを抑圧する補正処理を実行する。すなわち、第３の実施形態に係る補正回路４００は、第１の血流信号をチャネル方向にフーリエ変換して第１の変換信号を生成し、第１の変換信号から所定方向の成分を抑圧する。ここで、補正回路４００は、所定方向の成分として、チャネル方向に対する傾きが所定の範囲内の直線となる成分を第１の変換信号から抽出し、抽出した成分を第１の変換信号から抑圧する。

続いて、第３の実施形態に係る補正回路４００は、第１の変換信号から所定方向の成分を抑圧した後に、深さ方向に更にフーリエ変換して第２の変換信号を生成する。ここで、第１の血流信号を２次元フーリエ変換して得られたｋ空間のチャネル方向にフーリエ変換した軸をｋｘ軸とし、時間方向にフーリエ変換した軸をｋｔ軸とする。エコー分布のｋ空間はｋｘ軸とｋｚ軸であるので、ｋｘ−ｋｔ座標からｋｘ−ｋｚ座標への座標変換が必要である。このため、第３の実施形態に係る補正回路４００は、第２の変換信号を２次元周波数空間で座標変換を行う。

そして、第３の実施形態に係る補正回路４００は、第２の変換信号を２次元周波数空間で座標変換を行った後に、チャネル方向及び深さ方向に逆フーリエ変換することで第２の血流信号を生成する。言い換えると、補正回路４００は、第２の変換信号を座標変換した後に２次元逆フーリエ変換（２Ｄ−ＩＦＦＴ）することでビームフォーミングされた信号を得る。

なお、自己相関回路１３４は、ビームフォーマー１３３により生成された反射波データを用いて、自己相関演算を行い、算出回路１３５は、血流信号の速度（Ｖ）、パワー（Ｐ）、分散（Ｔ）を推定する。

次に、第３の実施形態に係る超音波診断装置による処理の手順を説明する。第３の実施形態に係る超音波診断装置による処理の手順は、図１４のステップＳ５に示す第２の血流信号抽出処理の手順が異なる点を除いて、図１４に示す処理の手順と同様である。このため、以下では、第３の実施形態に係る第２の血流信号抽出処理について説明する。図２０は、第３の実施形態に係るドプラ処理回路による第２の血流信号抽出処理の手順を示すフローチャートである。なお、図２０に示す処理は、図１４に示すステップＳ５の処理に対応する。

図２０に示すステップＳ３０１からステップＳ３０６は、補正回路４００により実現されるステップである。なお、図２０に示すステップＳ３０１からステップＳ３０３の処理は、図１８に示すステップＳ２０１からステップＳ２０３の処理と同様である。

ステップＳ３０４では、補正回路４００は、所定方向の成分を抑圧した第１の変換信号を深さ方向にＦＦＴする。これにより、補正回路４００は、第２の変換信号を得る。そして、ステップＳ３０５では、補正回路４００は、第２の変換信号をｋ空間で座標変換を行う。続いて、補正回路４００は、ステップＳ３０６では、第２の変換信号を座標変換した後に２Ｄ−ＩＦＦＴする。なお、補正回路４００は、ステップＳ３０１の処理に先立って、図１５に示すステップＳ１０２の抑圧処理を更に実行してもよい。

上述したように、第３の実施形態では、第１の血流信号をチャネル方向にフーリエ変換し、更に深さ（時間）方向にフーリエ変換して２次元周波数空間でビームフォーミングを行なう。この２次元フーリエ変換によるビームフォーミングは、平面波或いは拡散波を送信した場合には最も演算量が少ない。この結果、第３の実施形態では、ビームフォーミング処理を効率化できる。

（その他の実施形態）
実施形態は、上述した実施形態に限られるものではない。

上述した実施形態では、超音波走査中に補正処理を実行するものとして説明したが、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、ドプラ処理回路１３０において、補正回路３００及びビームフォーマー１３３は、超音波の送受信を実行中は、第１の血流信号をビームフォーミングして血流情報を生成し、フリーズ後に、ビームフォーミングした第２の血流信号から血流情報を生成するようにしてもよい。図２１を用いて、その他の実施形態に係る超音波診断装置による処理の手順を説明する。

図２１は、その他の実施形態に係る超音波診断装置による処理の手順を示すフローチャートである。図２１に示すステップＳ４０１からステップＳ４０４の処理は、図１４に示すステップＳ１からステップＳ４の処理に対応する。なお、図２１では、高フレームレート法に、全ラスタ並列同時受信を適用する超高速フレームレート法において、血流画像を表示する場合について説明する。

ステップＳ４０５は、ビームフォーマー１３３により実現されるステップである。ステップＳ４０５では、ビームフォーマー１３３は、第１の血流信号をビームフォーミング処理する。かかる場合、補正回路３００は、ＭＴＩフィルタ１３２から受付けた第１の血流信号をビームフォーマー１３３に受け渡す。

ステップＳ４０６は、算出回路１３５により実現されるステップである。ステップＳ４０６では、算出回路１３５は、ビームフォーミング処理後の第１の血流信号から血流情報を算出する。例えば、算出回路１３５は、血流情報として、血流信号の速度（Ｖ）、パワー（Ｐ）、分散（Ｔ）を推定する。

ステップＳ４０７は、画像生成回路１４０により実現されるステップである。ステップＳ４０７では、画像生成回路１４０は、血流情報から血流画像を生成する。ステップＳ４０８及びステップＳ４０９は、処理回路１７０により実現されるステップである。ステップＳ４０８では、処理回路１７０は、血流画像をディスプレイ１３に表示させる。かかる場合、強反射体から発生するサイドローブを抑圧する補正処理を実行していないので、ディスプレイ１３に表示される血流画像には、円弧状のアーティファクトが発生する場合がある。

ステップＳ４０９では、処理回路１７０は、フリーズを受け付けたか否かを判定する。ここで、処理回路１７０は、フリーズを受け付けたと判定しなかった場合（ステップＳ４０９、Ｎｏ）、ステップＳ４０９の判定処理を繰り返す。一方、処理回路１７０は、フリーズを受け付けたと判定した場合（ステップＳ４０９、Ｙｅｓ）、ステップＳ４１０の第２の血流画像抽出処理をドプラ処理回路１３０に実行させる。なお、ステップＳ４１０の第２の血流画像抽出処理は、図１５、図１８及び図２０で説明したいずれかの処理手順にて実行される。すなわち、ドプラ処理回路１３０は、各チャネルの複数フレーム分の受信信号をメモリに保持し、フリーズ後に保持した受信信号を読み出して第２の血流信号を抽出する。

図２１に示すステップＳ４１１からステップＳ４１３の処理は、図１４に示すステップＳ６からステップＳ８の処理と同様である。かかる場合、強反射体から発生するサイドローブを抑圧する補正処理を実行するので、円弧状のアーティファクトが抑制された血流画像がディスプレイ１３に表示される。なお、処理回路１７０は、フリーズ後に血流画像をスローモーションでディスプレイ１３に表示させるようにしてもよい。

このように、その他の実施形態では、超音波走査中はアーティファクトを抑圧する処理は行わないで、血流画像を生成する。ここで、超音波診断装置１は、ＭＴＩフィルタ１３２によって、ビームフォーミング前の受信信号に対して、組織由来の信号を抑圧するフィルタをフレーム間で掛けて第１の血流信号を抽出し、この第１の血流信号から生成した血流情報に基づいて、血流画像を生成する。或いは、超音波診断装置１は、ビームフォーミング後の受信信号に対して、ＭＴＩフィルタ１３２を掛けて第１の血流信号を抽出し、この第１の血流信号から生成した血流情報に基づいて、血流画像を生成する。そして、超音波診断装置１は、超音波走査をフリーズした後に、メモリ１３１からデータを読み出して、アーティファクトを抑圧する処理を実行して、第２の血流信号を抽出し、この第２の血流信号から生成した血流情報に基づいて、血流画像を生成する。そして、超音波診断装置１は、生成した血流画像をスローモーションでディスプレイ１３に表示させる。これにより、ソフトウエアによってビームフォーミング処理を行う場合、ビームフォーミング処理の負荷を大幅に低減することもできる。

また、上述した実施形態では、送信回路１１１は、超音波プローブが有する複数の振動子を制御して平面波或いは拡散波の超音波を送信する場合について説明したが、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、映像化する領域が狭い場合には、送信フォーカスを掛けて超音波を送信してもよい。図２２は、その他の実施形態を説明するための図である。図２２では、超音波プローブ１１と、超音波プローブ１１の全振動子を用いた場合に映像化可能な領域Ｒ１と、実際に映像化の対象とする領域Ｒ２とを示す。ここで、例えば、超音波プローブ１１の全振動子を用いて映像化する際に、映像化可能な領域Ｒ１に対して実際に映像化の対象とする領域Ｒ２が狭い場合には、送信回路１１１は、図２２中の破線で示すように送信フォーカスを掛けてもよい。すなわち、送信回路１１１は、超音波プローブが有する複数の振動子を制御して送信フォーカスを掛けて超音波を送信させる。

また、上述した実施形態では、高フレームレート法に、全ラスタ並列同時受信を適用する超高速フレームレート法において、血流画像を表示する場合について説明したが、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、上述した実施形態は、高フレームレート法を使用せずに、全ラスタ並列同時受信を使用する場合にも適用可能である。

また、上述した実施形態で説明した超音波診断装置にて実行される処理は、超音波診断装置以外の他の装置で実行されてもよい。例えば、各チャネルのビームフォーミング前の信号は、受信回路１１２からバスを介して記憶回路１６０にて記憶される。そして、超音波診断装置以外の他の装置は、例えば、超音波のスキャン停止後に各チャネルのビームフォーミング前の信号を読み出して、上述した第１の実施形態から第３の実施形態に記述するいずれかの方法で第２の血流信号を抽出して血流情報を算出し、血流情報から血流画像を生成して、ディスプレイ１３に表示させるようにしてもよい。

例えば、画像処理装置は、取得部と、抽出部と、算出部と、制御部とを備える。取得部は、超音波プローブが有する複数の振動子を制御して超音波を送信した複数の振動子で同時に受信させた反射波から生成された複数チャネルの受信信号を取得する。ここで、例えば、取得部は、超音波を送信して反射波を受信する超音波プローブが有する複数の振動子を制御して平面波の超音波或いは拡散波の超音波を送信させ、超音波を送信した複数の振動子で同時に受信させた反射波から生成された複数チャネルの受信信号を取得する。或いは、取得部は、超音波を送信して反射波を受信する超音波プローブが有する複数の振動子を制御して送信フォーカスを掛けて超音波を送信させ、超音波を送信した複数の振動子で同時に受信させた反射波から生成された複数チャネルの受信信号を取得する。抽出部は、ビームフォーミング前に各チャネルの受信信号から組織由来の信号を抑圧して複数チャネルの第１の血流信号を抽出し、抽出した複数チャネルの第１の血流信号のうち所定方向の成分を抑圧してからビームフォーミングすることで第２の血流信号を抽出する。算出部は、第２の血流信号から血流情報を算出する。制御部は、血流情報から血流画像を生成して、表示部に表示させる。或いは、画像処理装置は、取得部と、抽出部と、算出部と、制御部とを備える。取得部は、超音波プローブが有する複数の振動子を制御して超音波を送信した複数の振動子で同時に受信させた反射波から生成された複数チャネルの受信信号を取得する。ここで、例えば、取得部は、超音波を送信して反射波を受信する超音波プローブが有する複数の振動子を制御して平面波の超音波或いは拡散波の超音波を送信させ、超音波を送信した複数の振動子で同時に受信させた反射波から生成された複数チャネルの受信信号を取得する。或いは、取得部は、超音波を送信して反射波を受信する超音波プローブが有する複数の振動子を制御して送信フォーカスを掛けて超音波を送信させ、超音波を送信した複数の振動子で同時に受信させた反射波から生成された複数チャネルの受信信号を取得する。抽出部は、ビームフォーミング前に各チャネルの受信信号から組織由来の信号を抑圧して複数チャネルの第１の血流信号を抽出し、抽出した複数チャネルの第１の血流信号のうち振幅が所定の閾値以上の信号を抑圧してからビームフォーミングすることで第２の血流信号を抽出する。算出部は、第２の血流信号から血流情報を算出する。制御部は、血流情報から血流画像を生成して、表示部に表示させる。

上記の実施形態の説明において、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、その全部又は一部を、各種の負荷や使用状況等に応じて、任意の単位で機能的又は物理的に分散・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、或いは、ワイヤードロジックによるハードウエアとして実現され得る。

また、上記の実施形態で説明した画像処理方法は、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等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、インターネット等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等のコンピュータで読み取り可能な記録媒体に記録され、コンピュータによって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。

以上説明した少なくとも一つの実施形態によれば、アーティファクトを低減した血流画像を得ることができる。

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
１１ 超音波プローブ
１１０ 送受信回路
１１１ 送信回路
１１２ 受信回路
１３０ ドプラ処理回路
１３２ ＭＴＩフィルタ
１３３ ビームフォーマー
１３４ 自己相関回路
１３５ 算出回路
１４０ 画像生成回路
１７０ 処理回路
３００ 補正回路

Claims (19)

1. 超音波プローブが有する複数の振動子を制御して超音波を送信した複数の振動子で同時に受信させた反射波から複数チャネルの受信信号を生成する送受信部と、
   ビームフォーミング前に各チャネルの受信信号から組織由来の信号を抑圧して複数チャネルの第１の信号を抽出し、抽出した複数チャネルの第１の信号のうち所定方向の成分を抑圧してからビームフォーミングすることで第２の信号を抽出する抽出部と、
   前記第２の信号から血流情報を算出する算出部と、
   前記血流情報から血流画像を生成して、表示部に表示させる制御部と
   を備える、超音波診断装置。
2. 超音波プローブが有する複数の振動子を制御して超音波を送信した複数の振動子で同時に受信させた反射波から複数チャネルの受信信号を生成する送受信部と、
   ビームフォーミング前に各チャネルの受信信号から組織由来の信号を抑圧して複数チャネルの第１の信号を抽出し、抽出した複数チャネルの第１の信号のうち振幅が所定の閾値以上の信号を抑圧してからビームフォーミングすることで第２の信号を抽出する抽出部と、
   前記第２の信号から血流情報を算出する算出部と、
   前記血流情報から血流画像を生成して、表示部に表示させる制御部と
   を備える、超音波診断装置。
3. 前記抽出部は、前記複数チャネルの第１の信号のうち振幅が所定の閾値以上の信号を抑圧した後に、前記所定方向の成分を抑圧してからビームフォーミングすることで前記第２の信号を抽出する、請求項１に記載の超音波診断装置。
4. 前記抽出部は、前記所定方向の成分として、チャネル方向に対する傾きが所定の範囲内の直線となる成分を抽出し、抽出した成分を前記第１の信号から抑圧する、請求項１又は３に記載の超音波診断装置。
5. 前記抽出部は、前記第１の信号をチャネル方向にフーリエ変換して第１の変換信号を生成し、前記第１の変換信号において所定方向の成分を抑圧した後に、逆フーリエ変換してからビームフォーミングすることで前記第２の信号を抽出する、請求項１又は３に記載の超音波診断装置。
6. 前記抽出部は、前記第１の信号をチャネル方向にフーリエ変換して第１の変換信号を生成し、前記第１の変換信号から所定方向の成分を抑圧した後に、深さ方向に更にフーリエ変換して第２の変換信号を生成し、前記第２の変換信号を２次元周波数空間で座標変換を行った後に、前記チャネル方向及び前記深さ方向に逆フーリエ変換することで前記第２の信号を生成する、請求項１又は３に記載の超音波診断装置。
7. 前記抽出部は、前記所定方向の成分として、チャネル方向に対する傾きが所定の範囲内の直線となる成分を前記第１の変換信号から抽出し、抽出した成分を前記第１の変換信号から抑圧する、請求項５又は６に記載の超音波診断装置。
8. 前記送受信部は、前記超音波プローブに超音波を送受信させるごとに１フレームをスキャンして１フレーム分の受信信号を生成し、
   前記抽出部は、組織由来の信号を抑圧するフィルタをフレーム間で掛けて第１の信号を抽出する、請求項１〜７のいずれか一つに記載の超音波診断装置。
9. 前記抽出部は、１フレームをスキャンする周期よりビームフォーミングを行う周期を長く設定する、請求項８に記載の超音波診断装置。
10. 前記抽出部は、各チャネルの複数フレーム分の受信信号をメモリに保持し、フリーズ後に保持した受信信号を読み出して前記第２の信号を抽出する、請求項１〜９のいずれか一つに記載の超音波診断装置。
11. 前記抽出部は、超音波の送受信を実行中は、前記第１の信号をビームフォーミングして血流情報を生成し、フリーズ後に、ビームフォーミングした前記第２の信号から前記血流情報を生成する、請求項１０に記載の超音波診断装置。
12. 前記制御部は、フリーズ後に血流画像をスローモーションで前記表示部に表示させる、請求項１０又は１１に記載の超音波診断装置。
13. 前記制御部は、超音波の送受信を実行中は、１心拍に要する時間に所定の係数を掛けた時間で、１心拍分の血流画像を前記表示部に表示させる、請求項１〜１２のいずれか一つに記載の超音波診断装置。
14. 前記制御部は、血流画像間でスペックルの動きを追跡することにより血液の流れを示す２次元ベクトルを特定し、特定した２次元ベクトルを表示部に表示させる、請求項１〜１３のいずれか一つに記載の超音波診断装置。
15. 前記送受信部は、前記超音波プローブが有する複数の振動子を制御して平面波の超音波を送信或いは拡散波の超音波を送信させ、超音波を送信した複数の振動子で同時に受信させた反射波から複数チャネルの受信信号を生成する、請求項１又は２に記載の超音波診断装置。
16. 超音波プローブが有する複数の振動子を制御して超音波を送信した複数の振動子で同時に受信させた反射波から生成された複数チャネルの受信信号を取得する取得部と、
    ビームフォーミング前に各チャネルの受信信号から組織由来の信号を抑圧して複数チャネルの第１の信号を抽出し、抽出した複数チャネルの第１の信号のうち所定方向の成分を抑圧してからビームフォーミングすることで第２の信号を抽出する抽出部と、
    前記第２の信号から血流情報を算出する算出部と、
    前記血流情報から血流画像を生成して、表示部に表示させる制御部と
    を備える、画像処理装置。
17. 超音波プローブが有する複数の振動子を制御して超音波を送信した複数の振動子で同時に受信させた反射波から生成された複数チャネルの受信信号を取得する取得部と、
    ビームフォーミング前に各チャネルの受信信号から組織由来の信号を抑圧して複数チャネルの第１の信号を抽出し、抽出した複数チャネルの第１の信号のうち振幅が所定の閾値以上の信号を抑圧してからビームフォーミングすることで第２の信号を抽出する抽出部と、
    前記第２の信号から血流情報を算出する算出部と、
    前記血流情報から血流画像を生成して、表示部に表示させる制御部と
    を備える、画像処理装置。
18. 超音波プローブが有する複数の振動子を制御して超音波を送信した複数の振動子で同時に受信させた反射波から生成された複数チャネルの受信信号を取得し、
    ビームフォーミング前に各チャネルの受信信号から組織由来の信号を抑圧して複数チャネルの第１の信号を抽出し、抽出した複数チャネルの第１の信号のうち所定方向の成分を抑圧してからビームフォーミングすることで第２の信号を抽出し、
    前記第２の信号から血流情報を算出し、
    前記血流情報から血流画像を生成して、表示部に表示させる
    処理をコンピュータに実行させる、画像処理プログラム。
19. 超音波プローブが有する複数の振動子を制御して超音波を送信した複数の振動子で同時に受信させた反射波から生成された複数チャネルの受信信号を取得し、
    ビームフォーミング前に各チャネルの受信信号から組織由来の信号を抑圧して複数チャネルの第１の信号を抽出し、抽出した複数チャネルの第１の信号のうち振幅が所定の閾値以上の信号を抑圧してからビームフォーミングすることで第２の信号を抽出し、
    前記第２の信号から血流情報を算出し、
    前記血流情報から血流画像を生成して、表示部に表示させる
    処理をコンピュータに実行させる、画像処理プログラム。

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