WO2013183269A1 - 超音波診断装置、およびビームフォーミング方法 - Google Patents

超音波診断装置、およびビームフォーミング方法 Download PDF

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WO2013183269A1
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phasing addition
signal
reference beam
frame
line
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PCT/JP2013/003461
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渡邊　泰仁
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パナソニック株式会社
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    • A61B8/44—Constructional features of the ultrasonic, sonic or infrasonic diagnostic device
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    • G01S—RADIO DIRECTION-FINDING; RADIO NAVIGATION; DETERMINING DISTANCE OR VELOCITY BY USE OF RADIO WAVES; LOCATING OR PRESENCE-DETECTING BY USE OF THE REFLECTION OR RERADIATION OF RADIO WAVES; ANALOGOUS ARRANGEMENTS USING OTHER WAVES
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    • G10K11/18—Methods or devices for transmitting, conducting or directing sound
    • G10K11/26—Sound-focusing or directing, e.g. scanning
    • G10K11/34—Sound-focusing or directing, e.g. scanning using electrical steering of transducer arrays, e.g. beam steering
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    • G10K11/341—Circuits therefor
    • G10K11/348—Circuits therefor using amplitude variation

Definitions

  • the present invention relates to an ultrasonic diagnostic apparatus, and more particularly to a beam forming method thereof.
  • a method called a phasing addition method (DAS: Delay And Sum) is generally used as a beam forming method of a received ultrasonic signal (for example, Non-Patent Document 1). ).
  • An ultrasonic diagnostic apparatus normally performs a single phasing addition process to draw one line of an ultrasonic image, but performs a plurality of phasing addition processes including a line adjacent to one line. It is conceivable to improve the image resolution by doing so.
  • an object of the present invention is to provide an ultrasonic diagnostic apparatus and the like that can reduce the load of signal processing and improve the resolution of an image.
  • An ultrasonic diagnostic apparatus is an ultrasonic diagnostic apparatus that draws an ultrasonic image from echo signals generated by receiving ultrasonic signals reflected from a subject by a plurality of receiving elements.
  • a beam former that generates a beamformer signal for each of a plurality of lines, wherein the beamformer is determined for each frame (i) one line of the plurality of lines in a fixed direction.
  • 2k + 1 (k is a natural number) lines that are continuously arranged with the target line as the middle line are selected as the target line of the frame, and (ii) phasing addition of the echo signals
  • the first phasing addition signal which is the phasing addition signal of the target line, and the lines other than the target line among the selected 2k + 1 lines, respectively
  • a phasing adder that calculates a second phasing addition signal that is a phasing addition signal, and a first phasing addition signal calculated from the first phasing addition signal and the second phasing addition signal calculated in the Nth frame.
  • a first reference beam generation unit that generates one reference beam; and (i) the second phasing addition signal calculated in the (N ⁇ 1) th frame, which is a frame one frame before the Nth frame.
  • the second phasing addition signal of the line with the smallest order of the arrangement order, (ii) the first phasing addition signal calculated in the Nth frame, and (iii) from the Nth frame The second reference from the second phasing addition signal of the line having the largest order of the arrangement order among the second phasing addition signals calculated in the (N + 1) th frame which is also a frame after one frame.
  • the first to generate the beam And a coefficient for narrowing the angle of the first phasing addition signal calculated in the Nth frame based on the reference beam generation unit, the first reference beam, and the second reference beam.
  • An attenuation coefficient calculation unit for calculating an attenuation coefficient, and multiplying the attenuation coefficient by the first phasing addition signal calculated in the Nth frame, thereby obtaining a beamformer signal of the target line in the Nth frame.
  • a beamformer generation unit that generates and outputs the beamformer.
  • the ultrasonic diagnostic apparatus of the present invention it is possible to reduce signal processing load and improve image resolution.
  • FIG. 1 is a schematic diagram for explaining the phasing addition method.
  • FIG. 2 is a diagram for explaining a method of acquiring steps for a plurality of lines.
  • FIG. 3 is a block diagram showing a method for generating a beamformer signal using three adjacent phasing addition signals.
  • FIG. 4 is a first diagram showing the beam shape of the beamformer signal.
  • FIG. 5 is a second diagram showing the beam shape of the beamformer signal.
  • FIG. 6 is a third diagram showing the beam shape of the beamformer signal.
  • FIG. 7 is a block diagram showing a configuration of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the first embodiment.
  • FIG. 8 is a schematic diagram for explaining the relationship between a plurality of receiving elements and lines in the first embodiment.
  • FIG. 8 is a schematic diagram for explaining the relationship between a plurality of receiving elements and lines in the first embodiment.
  • FIG. 9 is a first block diagram showing a configuration of a conventional beamformer unit.
  • FIG. 10 is a second block diagram showing a configuration of a conventional beamformer unit.
  • FIG. 11 is a diagram illustrating an outline of a beamformer signal generation method of the beamformer unit according to the first embodiment.
  • FIG. 12 is a block diagram showing a configuration of the beam former unit according to the first embodiment.
  • FIG. 13 is a flowchart of the operation of the beam former unit according to the first embodiment.
  • FIG. 14 is a block diagram illustrating a beamformer signal generation method of the beamformer unit according to the first embodiment.
  • FIG. 15 is a diagram illustrating a beam shape of a beamformer signal generated by the beamformer unit according to the first embodiment.
  • FIG. 16 is a block diagram illustrating a configuration of a beamformer unit according to the second embodiment.
  • FIG. 1 is a schematic diagram for explaining the phasing addition method.
  • the ultrasonic diagnostic apparatus shown in FIG. 1 includes a plurality of receiving elements 201 that receive ultrasonic signals, a delay unit 202 that is associated with each receiving element 201 and performs a delay process on the signals, and a delay unit 202 And an adder 203 for adding the output signals.
  • an ultrasonic wave is emitted from a transmitting unit (not shown) toward the observation point S in the subject (focusing on the observation point S).
  • the ultrasonic wave emitted from the transmission unit is reflected by the subject and reaches each of the plurality of receiving elements 201.
  • the signal reflected at the observation point S reaches the receiving element c with the delay time dc, but reaches the receiving element m with the delay time dm.
  • the signal received by the receiving element c is delayed by delay time dm ⁇ delay time dc in order to match the phase of the signal.
  • the signal is amplified by adding the delayed signal (the signal received by the receiving element c) to the signal received by the receiving element m.
  • the signal received by the receiving element 201 is subjected to delay processing for each element, added by the adding unit 203, and the addition result is output from the adding unit 203.
  • An ultrasonic diagnostic apparatus normally performs a single phasing addition process to draw one line of an ultrasonic image, but performs a plurality of phasing addition processes including a line adjacent to one line. It is conceivable to improve the image resolution by doing so.
  • FIG. 2 is a diagram for explaining a method of acquiring phasing addition signals for a plurality of lines.
  • a line corresponding to the fifth receiving element 201 shown in FIG. 2A is drawn, first, ultrasonic waves are emitted (transmitted) so that the fifth receiving element 201 is at the center. Then, as shown in FIG. 2A, by performing phasing addition using the 1st to 9th receiving elements 201, the fifth line with the 5th receiving element 201 as the central axis is obtained. A phasing addition signal is obtained.
  • a phasing addition signal of the sixth line with the sixth receiving element 201 as the central axis can be obtained.
  • FIG. 2C when the 3rd to 11th receiving elements 201 are used, a phasing addition signal of the 7th line with the 7th receiving element 201 as the central axis can be obtained. In this way, the phasing addition signals for three adjacent lines can be generated by one transmission of ultrasonic waves.
  • FIG. 3 is a block diagram showing a beamformer signal generation method using three adjacent phasing addition signals.
  • the phasing addition signal 401 described as DAS (m ⁇ 1) in FIG. 3 is, for example, the phasing addition signal of the fifth line obtained in (a) of FIG.
  • the phasing addition signal 402 described as DAS (m) in FIG. 3 is the phasing addition signal of the sixth line obtained in (b) of FIG.
  • the phasing addition signal 403 described as DAS (m + 1) in FIG. 3 is the phasing addition signal of the seventh line obtained in (c) of FIG.
  • the signal is represented as A (m, n).
  • m indicates the position of the ultrasonic image in the horizontal direction (horizontal direction, the arrangement direction of the receiving elements 201), that is, the line number (the number of the finally drawn line).
  • n indicates the position in the vertical direction (longitudinal direction, depth direction of the observation target) of the ultrasonic image.
  • a signal A (m, n) is a phasing addition signal 402 of the m-th line (centering on the m-th line), and is also described as DAS (m) in FIG.
  • Signal B (m, n) is a signal obtained by subtracting the phasing addition signal 401 of the (m-1) th line from the phasing addition signal 403 of the (m + 1) th line.
  • the signal C (m, n) is a signal obtained by multiplying the signal A (m, n), the signal B (m, n), and a predetermined coefficient ⁇ . That is, it is calculated by the following formula 1.
  • the predetermined coefficient ⁇ is a coefficient for making the beam shape of the signal C (m, n) coincide with the beam shape of the signal A (m, n) by adjusting the degree of narrowing.
  • the attenuation coefficient calculation unit 50a is an amplification factor (attenuation amount, attenuation coefficient) for suppressing a noise component based on the power signal of the signal A (m, n) and the absolute value of the signal C (m, n). G (m, n) is calculated. That is, the attenuation coefficient calculation unit 50a calculates the attenuation coefficient based on the following Equation 2.
  • the attenuation coefficient is calculated by using the absolute value of the signal C (m, n) and the power of the signal A (m, n) so that the dimensions of the two coincide with each other.
  • the signal A (m, n) and the amplification factor G (m, n) are multiplied to generate a beamformer signal F (m, n).
  • the beam shape of the beamformer signal of the mth line is sharpened.
  • the beam shape indicates the sensitivity level characteristic of the line m at a certain depth n.
  • the signal A (m, n) of the phasing addition signal 402 has a beam shape indicated by a solid line in FIG.
  • a signal B (m, n) which is a difference between the phasing addition signal 403 and the phasing addition signal 401 has a beam shape as shown by a broken line in FIG.
  • the signal B (m, n) is obtained by subtracting two phasing addition signals respectively corresponding to the (m ⁇ 1) th line and the (m + 1) th line, which are located at a symmetric distance with respect to the mth line m. It is obtained with. Therefore, for the focal position of the mth line, the level and phase of the two phasing addition signals coincide with each other, and a sensitivity blind spot is formed.
  • the signal B (m, n) is calculated based on the phasing addition signal of the (m ⁇ 1) th line and the phasing addition signal of the (m + 1) th line, which has a focus in a region different from the mth line. Therefore, the position having the maximum sensitivity in the beam shape is a position of ⁇ 0.3 mm which is the same as the element pitch (line interval) as shown in FIG.
  • the signal C (m, n) is calculated. Is done.
  • the signal C (m, n) is a signal obtained by matching the cut-off area of the signal B (m, n) with the shape of the signal A (m, n), and is a beam as indicated by a broken line in FIG. Has a shape.
  • the beam shape of sqrt (C (m, n)) is shown as the beam shape of the signal C in order to match the dimension with the signal A.
  • a beamformer signal F (m, n) is generated.
  • the beam shape of the beam former signal F (m, n) is indicated by a broken line in FIG.
  • a beamformer signal F (m, n) generated from three phasing addition signals is a beamformer signal A (m, n) generated from one conventional phasing addition signal. It is sharper than. That is, as shown in FIG. 6, a signal beamformer signal F (m, n) having higher directivity and higher resolution than the beamformer signal A (m, n) is generated.
  • the beam former signal is sharpened using three phasing addition signals.
  • more phasing addition signals than three further improvement in image quality can be expected.
  • the phasing addition process processes a large number of signals, when performing a plurality of phasing addition processes, it is a problem to reduce the amount of calculation and reduce the load of signal processing. In particular, it is difficult to perform four or more phasing addition processes because the signal processing load is very large.
  • an ultrasonic diagnostic apparatus is an ultrasonic diagnostic apparatus, and an ultrasonic image is generated from echo signals generated by receiving ultrasonic signals reflected from a subject by a plurality of receiving elements.
  • the first phasing addition signal that is the phasing addition signal of the target line, and the lines other than the target line among the selected 2k + 1 lines A phasing adder that calculates a second phasing addition signal that is a respective phasing addition signal; and the first phasing addition signal and the second phasing that are calculated in the Nth frame.
  • a first reference beam generation unit that generates a first reference beam from the sum signal, and (i) the second adjustment calculated in the (N-1) th frame, which is a frame one frame before the Nth frame.
  • Create a second reference beam For narrowing the angle of the first phasing addition signal calculated in the Nth frame based on the second reference beam generation unit, the first reference beam, and the second reference beam.
  • An attenuation coefficient calculation unit that calculates an attenuation coefficient that is a coefficient of the beam and a beam of the target line in the Nth frame by multiplying the attenuation coefficient by the first phasing addition signal calculated in the Nth frame.
  • a beam former generation unit that generates and outputs a former signal.
  • This configuration can reduce the amount of calculation by reducing the number of phasing and addition processes performed simultaneously, and improve the resolution of the image.
  • the phasing addition unit selects, for each frame, three lines arranged continuously with the target line as a middle line, and the first phasing addition signal and 2 adjacent to the target line.
  • the first phasing addition signal calculated in the Nth frame is calculated by calculating the second phasing addition signal that is a phasing addition signal of each of the two lines.
  • the first reference beam may be generated from the two second phasing addition signals.
  • the beamformer generation unit may output the first phasing addition signal calculated in the Nth frame as a beamformer signal of a target line in the Nth frame.
  • This configuration makes it possible to properly generate the beamformer signal of the farthest line.
  • the attenuation coefficient calculation unit includes the first reference beam and the second reference beam.
  • the attenuation coefficient determined based on only the reference beam of the first reference beam is calculated, and the beamformer generation unit calculates the attenuation coefficient determined based only on the first reference beam in the Nth frame.
  • the beam former signal of the target line in the Nth frame may be generated and output by multiplying the phasing addition signal.
  • This configuration can appropriately generate the beamformer signal of the second line from the very end.
  • the first reference beam generation unit uses the difference between the two second phasing addition signals calculated in the Nth frame as the first phasing addition signal calculated in the Nth frame.
  • the second reference beam generator uses the difference between the two second phasing addition signals calculated in the Nth frame as the first phasing addition signal calculated in the Nth frame.
  • the second reference beam generator generates an order of the arrangement order of the second phasing addition signals calculated in the N ⁇ 1th frame.
  • the second phasing of the line with the largest arrangement order may be generated by multiplying the difference of the addition signals by the first phasing addition signal calculated in the Nth frame.
  • the first reference beam generation unit may calculate the difference between the two second phasing addition signals calculated in the Nth frame and the first phasing addition signal calculated in the Nth frame. And the predetermined coefficient ⁇ to generate the first reference beam, and the second reference beam generation unit generates the second phasing addition signal calculated in the N ⁇ 1th frame.
  • the second reference beam is generated by multiplying the difference between the second phasing and addition signals, the first phasing and addition signal calculated in the Nth frame, and a predetermined coefficient ⁇ . May be.
  • the attenuation coefficient calculation unit sets the first phasing addition signal calculated in the Nth frame as A, the first reference beam as C, and the second reference beam as E, G, which is the attenuation coefficient, may be calculated by Equation 5 described later.
  • the attenuation coefficient calculation unit is configured to (i) the first reference beam and the second reference according to a distance from a position of the plurality of receiving elements to a position that is a starting point of reflection of the ultrasonic signal. Whether to calculate the attenuation coefficient based on both the beam and (ii) whether to calculate the attenuation coefficient based only on the first reference beam of the first reference beam and the second reference beam ( iii) It may be executed by switching whether the attenuation coefficient is calculated as 1.
  • the attenuation coefficient calculation unit may perform (i) the attenuation based on both the first reference beam and the second reference beam according to the order of the arrangement order of the target lines in the Nth frame. Whether to calculate a coefficient (ii) whether to calculate the attenuation coefficient based on only the first reference beam out of the first reference beam and the second reference beam (iii) to calculate the attenuation coefficient as 1 It is also possible to execute by switching.
  • the attenuation coefficient is different for each position of the target line, such as where the number of phasing addition signals is limited as in the image edge, or where there is no limitation in the number of phasing addition signals as in the center of the image.
  • the number of phasing addition signals used for the calculation can be changed.
  • FIG. 7 is a block diagram showing a configuration of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the first embodiment.
  • the ultrasonic diagnostic apparatus 100 includes a probe unit 501, a T / R switch unit 502, a pulsar unit 503, an AFE unit 504, a beam former unit 505 (beam former), an imaging unit 506, and a display unit 507. And an operation unit 508.
  • the probe unit 501 transmits an ultrasonic wave toward a specimen (also referred to as a subject, for example, a living body), receives the reflected wave, and generates an echo signal.
  • a specimen also referred to as a subject, for example, a living body
  • the T / R switch unit 502 electrically switches a transmission signal transmitted to the probe unit 501 and an echo signal received from the probe unit 501 from the viewpoint of circuit protection or the like.
  • the pulser unit 503 generates an electrical signal that promotes transmission of ultrasonic waves.
  • the AFE unit 504 receives an echo signal generated when the probe unit 501 receives a reflected wave that is an ultrasonic wave generated when the specimen reflects the ultrasonic wave transmitted by the probe unit 501. Then, the AFE unit 504 performs amplification of the echo signal and converts it into a digital signal sequence by AD conversion.
  • the AFE unit 504 corresponds to a so-called analog front end.
  • the beam former unit 505 performs beam forming from the digital signal sequence generated by the AFE unit 504 by array signal processing. Beam forming corresponds to focus processing for an area to be visualized.
  • the imaging unit 506 generates a display image (ultrasonic image) from the signal obtained by the beamformer unit 505.
  • the display unit 507 displays the display image generated by the imaging unit 506.
  • the display unit 507 is a display display such as a liquid crystal display or an organic EL (Electro Luminescence) display.
  • the operation unit 508 performs control and operation of processing performed by each functional block described above. Further, the operation unit 508 may receive the operation by the user and perform the above control and operation.
  • the present invention is particularly characterized by a beamformer unit 505 that generates a beam signal for generating an ultrasonic image by calculating an ultrasonic echo signal.
  • a beamformer unit 505 that generates a beam signal for generating an ultrasonic image by calculating an ultrasonic echo signal.
  • the ultrasonic diagnostic apparatus 100 is not limited to the ultrasonic diagnostic apparatus having the configuration shown in FIG.
  • the T / R switch unit 502 is not necessary.
  • the probe unit 501 may be configured to incorporate the pulsar unit 503, or the probe unit 501 may be configured to include the pulsar unit 503 and the AFE unit 504. Further, the probe unit 501 may be configured to incorporate all other functional blocks.
  • Embodiment 1 the relationship between the plurality of receiving elements 201 included in the probe unit 501 and the line is as shown in FIG.
  • FIG. 8 is a schematic diagram for explaining the relationship between a plurality of receiving elements and lines in the first embodiment. 8 is a diagram showing the appearance of the display unit 507, and the lower diagram in FIG. 8 is a cross-sectional view in a state where the probe unit 501 is in contact with the subject 204. FIG.
  • the subject 204 is divided into n lines (regions) corresponding to each of the n receiving elements 201 arranged in a line of the probe unit 501.
  • the depth direction is defined as a direction substantially perpendicular to the surface of the subject 204 to which the probe unit 501 is applied.
  • the display unit 507 of the ultrasonic diagnostic apparatus 100 displays one line for each frame by the beamformer signal generated for each frame. That is, in the first embodiment, a frame means a unit of time for generating one line. Further, in the following description, unless otherwise specified, each line is drawn in order (1, 2,... N) from the end of the ultrasonic image as the frame progresses.
  • transmission of ultrasonic waves is performed by a transmission unit included in the probe unit 501.
  • the transmitting unit transmits (emits) ultrasonic waves from a position corresponding to each of the plurality of receiving elements 201 to the subject, and the plurality of receiving elements 201 receives the reflected signals and generates echo signals. .
  • the number of display lines may be small with n lines.
  • an ultrasonic image may be displayed by increasing the number of lines to 2n by performing an interpolation process.
  • the beamformer unit 505 which is a characteristic configuration of the ultrasonic diagnostic apparatus 100, will be described in comparison with a beamformer unit having a conventional configuration.
  • FIG. 9 is a block diagram showing the configuration of a conventional beamformer unit.
  • a beamformer unit 505a shown in FIG. 9 includes a phasing addition unit 10a including three phasing addition circuits 11a, 12a, and 13a, a reference beam generation unit 21a, an attenuation coefficient calculation unit 50a, and a beamformer generation unit. 60a.
  • the phasing / adding unit 10a receives the ultrasonic signals reflected from the subject 204 by the plurality of receiving elements 201 and generates the transmission position of the ultrasonic waves transmitted to generate the echo signals ( Three phasing addition signals centering on any one of the plurality of receiving elements 201 are calculated.
  • the phasing addition signal of the target line is calculated (generated) by the phasing addition circuit 12.
  • the phasing addition signals on both sides of the target line are generated by the phasing addition circuits 11a and 13a, respectively.
  • Each of the phasing addition signals generated by the phasing addition circuits 11a to 13a is input to the reference beam generation unit 21a.
  • the reference beam generation unit 21a uses each of the phasing addition signals generated by the phasing addition circuits 11a to 13a to match the cutoff region of the signal B with the shape of the signal A. Signal C is generated. The signal C becomes the output of the reference beam generator 21a. Note that the reference beam generation unit 21a may generate the reference beam using a method other than the method described in FIG.
  • the attenuation coefficient calculation unit 50a calculates the attenuation coefficient according to the above-described equation 2.
  • the beamformer generation unit 60 generates the beamformer signal of the target line by multiplying the attenuation coefficient calculated by the attenuation coefficient calculation unit 50a by the phasing addition signal of the target line output from the phasing addition circuit 12a. .
  • the beamformer signal can be sharpened using three phasing addition signals (see FIG. 6).
  • the beamformer unit using five phasing addition signals more than three further improvement in image quality can be expected.
  • FIG. 10 is a block diagram showing a configuration of a conventional beamformer unit that calculates five phasing addition signals.
  • a beam former unit 505b shown in FIG. 10 includes a phasing addition unit 10b including five phasing addition circuits 11b, 12b, 13b, 14b, and 15b, a reference beam generation unit 21b, an attenuation coefficient calculation unit 50b, A beam former generation unit 60b.
  • the phasing adder 10b calculates five phasing addition signals from the echo signal using the phasing addition circuits 11b to 15b.
  • the calculated five phasing addition signals are input to the reference beam generation unit 21b, and thereafter, processing similar to that performed by the beamformer unit 505a is performed.
  • the phasing addition processing is a processing with a very large calculation amount because a large amount of data is handled in order to generate the phasing addition signal from the echo signal. Therefore, it is actually difficult to calculate four or more phasing addition signals simultaneously.
  • the beamformer signal of the target line is added to the phasing addition signal calculated in the previous frame in addition to the phasing addition signal calculated in the current frame. It is generated using the phasing addition signal calculated in the frame after one frame.
  • the number of phasing addition signals calculated in one frame is three, it is possible to generate a narrow beamformer signal using the five phasing addition signals.
  • FIG. 11 is a diagram showing an outline of a beamformer signal generation method of the beamformer unit 505 according to the first embodiment.
  • the processing is performed in the order of frames 1, 2, and 3.
  • the target line (center line) is line 2
  • the target line is line 3
  • the target line is a line 4.
  • DAS data calculated in frame 1 and frame 2 is stored in a buffer. Then, the beamformer signal of line 3 is generated using DAS1 calculated in frame 1, DAS2 to DAS4 calculated in frame 2, and DAS5 calculated in frame 3.
  • the beamformer unit 505 arranges the beamformer signals of the line 3 which is the target line in the frame 2 at the timing after the frame 3 and arranges them for five lines. It can be generated from the phase sum signal.
  • the number of phasing addition signals calculated in one frame is three, but it is possible to generate an image with the same resolution as when five phasing addition signals are calculated in one frame.
  • FIG. 12 is a block diagram showing the configuration of the beamformer unit 505 according to the first embodiment.
  • FIG. 13 is a flowchart of the operation of the beamformer unit 505 according to the first embodiment.
  • the beamformer unit 505 includes a phasing addition unit 10 including three phasing addition circuits 11, 12, and 13, a first reference beam generation unit 21, and the like.
  • the second reference beam generation unit 22 the attenuation coefficient calculation unit 50, the beamformer generation unit 60, the reference beam buffer 30, and input data delay buffers 41 and 42 are provided.
  • the beamformer unit 505 is arranged in order for drawing an ultrasonic image from echo signals generated by receiving ultrasonic signals reflected from the subject 204 by the plurality of receiving elements 201.
  • a beamformer signal for each of a plurality of lines is generated.
  • the phasing addition unit 10 calculates three phasing addition signals from the echo signal for each frame (S101 in FIG. 13).
  • the phasing addition unit 10 first determines, for each frame, one line among a plurality of lines as a target line of the frame in the order of the plurality of lines, and the center of the target line. Three lines arranged in succession are selected.
  • the phasing addition unit 10 determines the line 2 as the target line, and adds the three lines 1 to 3 continuously arranged with the line 2 as the middle line. select. In the next frame 2, the phasing addition unit 10 determines the line 3 as the target line, and selects three lines 2 to 4 that are continuously arranged with the line 3 as the middle line.
  • the phasing addition unit 10 performs phasing addition of the echo signal for each frame, so that the first phasing addition signal, which is the phasing addition signal of the target line, and the target among the selected three lines.
  • a second phasing addition signal that is a phasing addition signal of each line other than the line is calculated.
  • the phasing addition unit 10 includes the first phasing addition signal that is the phasing addition signal of the line 2, and each of the two lines of the line 1 and the line 3.
  • a second phasing addition signal that is a phasing addition signal is calculated.
  • the phasing addition circuit 12 calculates a first phasing addition signal
  • the phasing addition circuit 11 outputs the phasing addition signal of a line having a large arrangement order among two lines adjacent to the target line.
  • the phasing addition circuit 13 calculates the phasing addition signal of the line with the smaller order of arrangement among the two lines adjacent to the target line.
  • the first phasing addition signal is stored in the input data delay buffer 41 and can be used in a frame after one frame. Therefore, the second reference beam generation unit 22 can use the first phasing addition signal calculated in the previous frame in the current frame.
  • the second phasing addition signal (the second phasing addition signal calculated by the phasing addition circuit 13) of the line with the smaller order of arrangement in the second phasing addition signal is input data. After being stored in the delay buffer 41, it is further stored in the input data delay buffer. Therefore, the second reference beam generation unit 22 can use the second phasing addition signal calculated by the phasing addition circuit 13 in the frame two frames before in the current frame.
  • the input data delay buffer 42 stores the signal (DAS1) calculated by the phasing addition circuit 13 in the frame 1 which is the frame two frames before.
  • the input data delay buffer 41 stores signals (DAS2 and DAS3) calculated by the phasing adder circuit 12 and the phasing adder circuit 13 in frame 2, which is a frame one frame before.
  • first phasing addition signal and the second phasing addition signal calculated by the phasing addition unit 10 are input to the first reference beam generation unit 21, and the first phasing addition signal is input. Reference beams are generated.
  • the first reference beam generation unit 21 generates a first reference beam from the first phasing addition signal and the two second phasing addition signals calculated in the Nth frame (S102 in FIG. 13). .
  • the first reference beam generation unit 21 calculates the first phasing addition signal (DAS3) that is the phasing addition signal of the line 3 calculated in the frame 2 and the lines 2 and 4.
  • the first reference beam is generated using the second phasing addition signal (DAS2 and DAS4) which is the phasing addition signal of each of the two lines. Details of the method of generating the first reference beam will be described later.
  • the first reference beam generated by the first reference beam generation unit 21 is stored in the reference beam buffer 30 and then input to the attenuation coefficient calculation unit 50. Thereby, the attenuation coefficient calculation unit 50 can use the first reference beam generated in the previous frame in the current frame.
  • the second reference beam generation unit 22 selects the first line of the smallest order of arrangement among the second phasing addition signals calculated in the (N ⁇ 1) th frame, which is a frame one frame before the Nth frame. 2 phasing addition signals, a first phasing addition signal calculated in the Nth frame, and a second phasing addition signal calculated in the (N + 1) th frame, which is one frame after the Nth frame.
  • the second reference beam is generated from the second phasing addition signal of the line with the largest order of the sequence (S103 in FIG. 13). Details of the method of generating the second reference beam will be described later.
  • the second reference beam generation unit 22 performs the second phasing addition signal (DAS1) of the line 1 calculated in the frame 1 and the first of the line 3 calculated in the frame 2.
  • DAS1 the second phasing addition signal
  • DAS5 the second phasing addition signal
  • the second phasing addition signal of the line 1 calculated in the frame 1 is the second phasing signal of the line having the smallest arrangement order among the second phasing addition signals calculated in the (N ⁇ 1) th frame.
  • This is a phasing addition signal.
  • the first phasing addition signal of line 3 calculated in frame 2 is the first phasing addition signal calculated in frame N
  • the signal is the second phasing addition signal of the line having the largest order of arrangement among the second phasing addition signals calculated in the (N + 1) th frame.
  • the attenuation coefficient calculation unit 50 is a coefficient determined based on the first reference beam and the second reference beam, and is used for narrowing the first phasing addition signal calculated in the Nth frame.
  • An attenuation coefficient, which is a coefficient, is calculated (S104 in FIG. 13). Details of the calculation method of the attenuation coefficient will be described later.
  • the beamformer generating unit 60 generates the beamformer signal of the target line in the Nth frame by multiplying the attenuation coefficient calculated by the attenuation coefficient calculating unit 50 by the first phasing addition signal calculated in the Nth frame. And output (S105 in FIG. 13).
  • the beamformer unit 505 generates the beamformer signal using the phasing addition signals for five lines while the number of phasing addition signals calculated for each frame remains for three lines. Can do.
  • the process in step S102 is performed in the Nth frame, and the processes in steps S103 to S105 are performed in the (N + 1) th frame.
  • the processing timing is not limited to such timing. Absent.
  • the process of step S102 may be executed in the frames after the Nth frame, and the processes of steps S103 to S105 may be executed in the frames after the N + 1th frame.
  • FIG. 14 is a block diagram illustrating a beamformer signal generation method of the beamformer unit according to the first embodiment.
  • the phasing addition signal described as DAS (m) means the phasing addition signal of the mth line.
  • the first reference beam generation unit 21 calculates the first phasing addition signal 402 (DAS (m)) and the second phasing addition signal 401 (DAS (m ⁇ 1)) calculated in the Nth frame. Then, a first reference beam is generated from the second phasing addition signal 403 (DAS (m + 1)).
  • the first reference beam has a first phasing addition signal 402 as A (m, n), and a signal obtained by subtracting the second phasing addition signal 401 from the second phasing addition signal 403 is B (m, n). n) corresponds to C (m, n) calculated using the above-described Equation 1.
  • the second reference beam generation unit 22 calculates the first phasing addition signal 402 (DAS (m)) calculated in the Nth frame and the second phasing addition calculated in the (N ⁇ 1) th frame.
  • a second reference beam is generated from the signal 404 (DAS (m ⁇ 2)) and the second phasing addition signal 405 (DAS (m + 2)) calculated in the (N + 1) th frame.
  • the first phasing addition signal 402 is A (m, n)
  • the signal obtained by subtracting the second phasing addition signal 404 from the second phasing addition signal 405 is D (m, n).
  • the second reference beam corresponds to E (m, n) represented by the following Equation 4.
  • the signal E (m, n) is a signal obtained by multiplying the signal A (m, n), the signal D (m, n), and a predetermined coefficient ⁇ .
  • the signal E (m, n) is a signal obtained by matching the cut-off area of the signal D with the shape of the signal A.
  • the predetermined coefficient ⁇ is a coefficient for making the beam shape of the signal E (m, n) coincide with the beam shape of the signal A (m, n) by adjusting the degree of narrowing.
  • the attenuation coefficient calculation unit 50 calculates an attenuation coefficient based on the following formula 5.
  • the beamformer generation unit 60 multiplies the signal A (m, n) and the amplification factor G (m, n) to generate a beamformer signal F (m, n).
  • a beam former signal can be generated using five phasing addition signals.
  • Such a beam former signal using five phasing addition signals can further improve the image quality of an ultrasonic image as compared with a beam former signal using three phasing addition signals.
  • FIG. 15 is a diagram showing the beam shape of the beamformer signal generated by the beamformer unit 505.
  • the beam shape of the beam former signal generated from one conventional phasing addition signal is indicated by a solid line.
  • the beam shape of the beam former signal generated by the beam former unit 505a described with reference to FIG. 9 using the three phasing addition signals is indicated by a broken line.
  • FIG. 15B the beam shape of the beam former signal generated from one conventional phasing addition signal is shown by a solid line.
  • the beam shape of the beam former signal generated by the beam former unit 505 described with reference to FIG. 12 using the five phasing addition signals is indicated by a broken line.
  • the beamformer unit 505 can further improve the image quality of the ultrasonic image than the beamformer unit 505a.
  • the number of reference beam generations is increased, but the amount of calculation due to reference beam generation is considerably lower than that in the phasing addition process. Therefore, according to the beamformer unit 505, a beamformer signal having the same performance as that obtained by performing the five phasing addition processes can be generated by adding a small amount of calculation to the three phasing addition processes. It becomes possible.
  • the first reference beam and the second reference beam are described as signals multiplied by predetermined coefficients ⁇ and ⁇ , respectively, as shown in Equations 1 and 4.
  • the predetermined coefficients ⁇ and ⁇ may not be multiplied.
  • the predetermined coefficients ⁇ and ⁇ are multiplied by the first reference beam signal C (m, n) and the second reference beam signal E (m, n) in Equations 2 and 5, respectively. May be.
  • the beamformer generation unit 60 calculates the endmost end calculated by the phasing addition unit 10 in the Nth frame.
  • the first phasing addition signal of the line may be output as it is as the beam former signal of the target line. Thereby, it can prevent that the image of the edge part of an ultrasonic image disappears.
  • the second and n ⁇ 1th lines can generate a beam former signal using three phasing addition signals, but five phasing addition signals are used. It is impossible to generate a beamformer signal using.
  • the attenuation coefficient calculation unit 50 selects the first of the first reference beam and the second reference beam.
  • the attenuation coefficient determined based only on the reference beam may be calculated.
  • the beamformer generation unit 60 multiplies the attenuation coefficient determined based only on the first reference beam by the first phasing addition signal calculated in the Nth frame to thereby calculate the target line in the Nth frame.
  • a beamformer signal may be generated and output.
  • the beamformer generation unit 60 outputs the second line from the end calculated by the phasing addition unit 10 in the Nth frame.
  • One phasing addition signal may be output as it is as a beam former signal of the target line.
  • the beamformer unit 505 uses the phasing addition signal for five lines while the number of phasing addition signals calculated for each frame remains for three lines. A signal can be generated.
  • the beamformer unit 505 the calculation amount due to the generation of the reference beam increases, but this calculation amount is considerably lower than that in the phasing addition processing. Therefore, the beam former unit 505 realizes the ultrasonic diagnostic apparatus 100 that can reduce the load of signal processing and improve the resolution of an image.
  • the beamformer unit 505 generates the beamformer signal using the phasing addition signals for five lines while the number of phasing addition signals calculated for each frame remains for three lines.
  • the beamformer unit may switch and execute the method for generating the beamformer signal.
  • an example of such a beamformer unit that can switch the beamformer signal generation method will be described.
  • FIG. 16 is a block diagram illustrating a configuration of a beam former unit according to the second embodiment.
  • the same components as those in FIG. 16 are identical to FIG. 16 and the same components as those in FIG. 16
  • the beam former 505c differs from the beam former 505 shown in FIG. 12 in that the beam former 505c includes a control unit 80 and multiplication circuits 71 to 73.
  • the control unit 80 sets coefficients in the multiplication circuits 71 to 73.
  • the multiplication circuit 71 multiplies the first reference beam stored in the reference beam buffer 30 by a coefficient and outputs the result to the attenuation coefficient calculation unit 50.
  • the coefficient multiplied by the multiplication circuit 71 is the predetermined coefficient ⁇ described above.
  • the multiplication circuit 72 multiplies the second reference beam generated by the second reference beam generation unit 22 by a coefficient and outputs the result to the attenuation coefficient calculation unit 50.
  • the coefficient multiplied by the multiplication circuit 72 is the predetermined coefficient ⁇ described above.
  • the multiplication circuit 73 multiplies the first phasing and addition circuit stored in the input data delay buffer 41 by a coefficient and outputs the result to the attenuation coefficient calculation unit 50.
  • the signal A (m, n) in the above equation 5 may be multiplied by a coefficient (hereinafter referred to as a predetermined coefficient ⁇ ).
  • the reduction coefficient calculated by the attenuation coefficient calculation unit 50 is the attenuation coefficient represented by Expression 2. That is, the beamformer generation unit 60 generates a beamformer signal using the attenuation coefficient calculated using the three phasing addition signals.
  • the control unit 80 and the multiplication circuits 71 to 73 the number of phasing addition signals used for calculating the attenuation coefficient can be adjusted for each target line.
  • the attenuation coefficient calculation unit 50 determines (1) the first (2) calculating the attenuation coefficient based on both the first reference beam and the second reference beam; or (2) calculating the attenuation coefficient based on only the first reference beam out of the first reference beam and the second reference beam. Whether to calculate (3) to calculate the attenuation coefficient as 1 can be switched and executed.
  • control unit 80 determines the “depth” (the length in the “depth” direction illustrated in FIG. 8) that is the distance from the surface of the subject 204 to the focal position of the ultrasonic wave transmitted by the transmission unit in the target line. ),
  • Each of the predetermined coefficients ⁇ , ⁇ , and ⁇ may be set.
  • the “depth” is, in other words, the distance from the position of a plurality of receiving elements to the position in the subject 204 where the ultrasound signal (reflected wave) reflected from the subject 204 is reflected. Means.
  • the attenuation coefficient calculation unit 50 calculates the attenuation coefficient based on both the first reference beam and the second reference beam.
  • the beam shape of the beamformer signal can be reduced by increasing the frequency of the ultrasonic wave transmitted by the transmitter.
  • the beamformer signal is generated using one or three phasing addition signals from the viewpoint of calculation amount. That is, it is desirable that the attenuation coefficient calculation unit 50 calculates the attenuation coefficient based on only the first reference beam out of the first reference beam and the second reference beam, or calculates the attenuation coefficient as 1. .
  • the number of phasing addition signals used for calculating the attenuation coefficient can be adjusted according to the “depth” of the target line. It becomes. Specifically, for example, when the depth of the target line is deep, it is possible to control to generate a beamformer signal using a larger number of phasing addition signals.
  • the attenuation coefficient calculation method may be switched based on whether the depth is equal to or greater than the threshold value.
  • the attenuation coefficient calculation unit 50 has the depth of the target line equal to or greater than the first threshold value. In this case, the attenuation coefficient is calculated based on both the first reference beam and the second reference beam. In addition, the attenuation coefficient calculation unit 50, when the depth of the target line is less than the first threshold and equal to or larger than the second threshold smaller than the first threshold, The attenuation coefficient is calculated based on only the first reference beam among the reference beams. Further, the attenuation coefficient calculation unit 50 calculates the attenuation coefficient as 1 when the depth of the target line is less than the second threshold.
  • the beamformer unit 505c according to the second embodiment can adaptively switch the attenuation coefficient calculation method according to the position and depth of the target line.
  • the phasing addition unit 10 generates three phasing addition signals for each frame, and the attenuation coefficient calculation unit 50 calculates the attenuation coefficient using the five phasing addition signals.
  • the phasing addition unit 10 may generate five phasing addition signals for each frame, and the attenuation coefficient calculation unit 50 may calculate the attenuation coefficient using the seven phasing addition signals. That is, the phasing addition unit 10 generates 2k + 1 (k is a natural number, that is, an integer equal to or greater than 1) phasing addition signals for each frame, and the attenuation coefficient calculation unit 50 uses the 2k + 3 phasing addition signals to attenuate.
  • the present invention can be applied to any configuration that calculates a coefficient.
  • each component may be configured by dedicated hardware or may be realized by executing a software program suitable for each component.
  • Each component may be realized by a program execution unit such as a CPU or a processor reading and executing a software program recorded on a recording medium such as a hard disk or a semiconductor memory.
  • the software that realizes the ultrasonic diagnostic apparatus (beamformer) and the like of each of the above embodiments is the following program.
  • this program causes a computer to receive beamformer signals for each of a plurality of lines for drawing an ultrasound image from echo signals generated by receiving ultrasound signals reflected from a subject by a plurality of receiving elements.
  • a beamforming method to be generated wherein for each frame, (i) one line of the plurality of lines is determined as a target line of the frame in an arrangement order determined in a certain direction, and the target Select 2k + 1 (k is a natural number) lines continuously arranged as the middle line, and (ii) phasing and adding the echo signals to obtain a first phasing addition signal of the target line A phasing addition signal and a phasing addition signal of each of the selected 2k + 1 lines other than the target line among the selected 2k + 1 lines.
  • a phasing addition step for calculating a calculation signal, and a first reference for generating a first reference beam from the first phasing addition signal and the second phasing addition signal calculated in the Nth frame.
  • a beam generation step ; (i) the line with the smallest order of the arrangement order among the second phasing addition signals calculated in the (N-1) th frame that is one frame before the Nth frame; The second phasing addition signal, (ii) the first phasing addition signal calculated in the Nth frame, and (iii) the (N + 1) th frame which is a frame one frame after the Nth frame.
  • Second reference beam generation for generating a second reference beam from the second phasing addition signal of the line having the largest order of the arrangement order among the second phasing addition signals calculated in An attenuation coefficient, which is a coefficient for narrowing the angle of the first phasing addition signal calculated in the Nth frame, based on the step, the first reference beam, and the second reference beam.
  • Attenuation coefficient calculation step for calculating, and by multiplying the attenuation coefficient by the first phasing addition signal calculated in the Nth frame, a beamformer signal of the target line in the Nth frame is generated and output. And a beamformer generating step.
  • the ultrasonic diagnostic apparatus (beamformer) according to one or more aspects has been described based on the embodiment, but the present invention is not limited to this embodiment. Unless it deviates from the gist of the present invention, various modifications conceived by those skilled in the art have been made in this embodiment, and forms constructed by combining components in different embodiments are also within the scope of one or more aspects. May be included.
  • the present invention is useful as an ultrasonic diagnostic apparatus capable of improving the image quality of an ultrasonic image by performing high-resolution beam forming using a large number of phasing addition signals.

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Abstract

　超音波診断装置は、第Ｎフレームにおいて算出された整相加算信号から第１の参照ビームを生成する第１の参照ビーム生成部（２１）と、第Ｎ－１フレームにおいて算出された整相加算信号と、第Ｎフレームにおいて算出された整相加算信号と、第Ｎ＋１フレームにおいて算出された整相加算信号とから第２の参照ビームを生成する第２の参照ビーム生成部（２２）と、第１の参照ビームと第２の参照ビームとに基づいて、第Ｎフレームにおいて算出された整相加算信号に乗算する係数である減衰係数を算出する減衰係数算出部（５０）と、減衰係数を、第Ｎフレームにおいて算出された整相加算信号に乗ずることによって、第Ｎフレームにおける対象ラインのビームフォーマ信号を生成して出力するビームフォーマ生成部（６０）とを備える。

Description

超音波診断装置、およびビームフォーミング方法
　本発明は、超音波診断装置に関し、特にそのビームフォーミング方法に関するものである。
　従来、超音波診断装置においては、受信した超音波信号のビームフォーミング方法として、一般的に、整相加算法（ＤＡＳ：Ｄｅｌａｙ　Ａｎｄ　Ｓｕｍ）と呼ばれる方法が使用されている（例えば、非特許文献１）。
伊東正安、望月剛共著「超音波診断装置」コロナ社出版、２００２年８月２６日（Ｐ４２－Ｐ４５）
　超音波診断装置は、通常、超音波画像の１ラインを描画するために１回の整相加算処理を行うが、１ラインに対して隣接するラインの分を含めて複数の整相加算処理を行うことにより、画像の分解能を向上させるという方式が考えられる。
　しかしながら、整相加算処理は、多数の信号を処理することから、複数の整相加算処理を行う場合は、演算量を減らして信号処理の負荷を低減することが課題となる。
　そこで、本発明は、信号処理の負荷を低減するとともに画像の分解能を向上させることができる超音波診断装置等を提供することを目的とする。
　本発明の一態様に係る超音波診断装置は、超音波診断装置であって、複数の受信素子が被検体から反射してくる超音波信号を受信し生成したエコー信号から、超音波画像を描画するための複数のラインそれぞれのビームフォーマ信号を生成するビームフォーマを備え、前記ビームフォーマは、フレームごとに、（ｉ）前記複数のラインのうちの１本のラインを、一定方向に決められた並び順に、当該フレームの対象ラインとして決定するとともに、前記対象ラインを真ん中のラインとして連続して並ぶ２ｋ＋１（ｋは自然数）本のラインを選択し、（ｉｉ）前記エコー信号を整相加算することによって、前記対象ラインの整相加算信号である第１の整相加算信号と、選択した２ｋ＋１本のラインのうち前記対象ライン以外のラインそれぞれの整相加算信号である第２の整相加算信号とを算出する整相加算部と、第Ｎフレームにおいて算出された、前記第１の整相加算信号および前記第２の整相加算信号から第１の参照ビームを生成する第１の参照ビーム生成部と、（ｉ）前記第Ｎフレームよりも１フレーム前のフレームである第Ｎ－１フレームにおいて算出された前記第２の整相加算信号のうち前記並び順の順番が最も小さいラインの前記第２の整相加算信号と、（ｉｉ）前記第Ｎフレームにおいて算出された前記第１の整相加算信号と、（ｉｉｉ）前記第Ｎフレームよりも１フレーム後のフレームである第Ｎ＋１フレームにおいて算出された前記第２の整相加算信号のうち前記並び順の順番が最も大きいラインの前記第２の整相加算信号と、から第２の参照ビームを生成する第２の参照ビーム生成部と、前記第１の参照ビームと前記第２の参照ビームとに基づいて、前記第Ｎフレームにおいて算出された前記第１の整相加算信号を狭角度化するための係数である減衰係数を算出する減衰係数算出部と、前記減衰係数を、前記第Ｎフレームにおいて算出された前記第１の整相加算信号に乗ずることによって、前記第Ｎフレームにおける対象ラインのビームフォーマ信号を生成して出力するビームフォーマ生成部とを備える。
　なお、これらの包括的または具体的な態様は、システム、方法、集積回路、コンピュータプログラムまたはコンピュータ読み取り可能なＣＤ－ＲＯＭなどの記録媒体で実現されてもよく、システム、方法、集積回路、コンピュータプログラムおよび記録媒体の任意な組み合わせで実現されてもよい。
　本発明の超音波診断装置によれば、信号処理の負荷を低減するとともに画像の分解能を向上させることができる。
図１は、整相加算法を説明するための模式図である。 図２は、複数ライン分のステップの取得方法を説明するための図である。 図３は、３つの隣接する整相加算信号を用いたビームフォーマ信号の生成方法を示すブロック図である。 図４は、ビームフォーマ信号のビーム形状を示す第１の図である。 図５は、ビームフォーマ信号のビーム形状を示す第２の図である。 図６は、ビームフォーマ信号のビーム形状を示す第３の図である。 図７は、実施の形態１に係る超音波診断装置の構成を示すブロック図である。 図８は、実施の形態１における、複数の受信素子と、ラインとの関係を説明するための模式図である。 図９は、従来のビームフォーマ部の構成を示す第１のブロック図である。 図１０は、従来のビームフォーマ部の構成を示す第２のブロック図である。 図１１は、実施の形態１に係るビームフォーマ部のビームフォーマ信号の生成方法の概要を示す図である。 図１２は、実施の形態１に係るビームフォーマ部の構成を示すブロック図である。 図１３は、実施の形態１に係るビームフォーマ部の動作のフローチャートである。 図１４は、実施の形態１に係るビームフォーマ部のビームフォーマ信号の生成方法を示すブロック図である。 図１５は、実施の形態１に係るビームフォーマ部が生成したビームフォーマ信号のビーム形状を示す図である。 図１６は、実施の形態２に係るビームフォーマ部の構成を示すブロック図である。
　（本発明の基礎となった知見）
　まず、背景技術で説明した整相加算法について詳細に説明する。
　図１は、整相加算法を説明するための模式図である。
　図１に示される超音波診断装置は、超音波信号を受信する複数の受信素子２０１と、各々の受信素子２０１に付随し、信号に対して遅延処理を行う遅延部２０２と、遅延部２０２からの出力信号のそれぞれを加算する加算部２０３とを有する。
　図１において、例えば、図示されない送信部から超音波が被検体の中の観測点Ｓに向けて（観測点Ｓに焦点を合わせて）出射されたとする。送信部から出射された超音波は、被検体において反射し、複数の受信素子２０１のそれぞれに到達する。
　ここで、例えば観測点Ｓにおいて反射された信号は、受信素子ｃには、遅延時間ｄｃで到達するが、受信素子ｍには遅延時間ｄｍで到達する。
　整相加算法では、信号の位相を合わせるために、受信素子ｃで受信した信号を遅延時間ｄｍ-遅延時間ｄｃだけ遅延させる。そして、整相加算法では、遅延させた信号（受信素子ｃで受信した信号）を受信素子ｍで受信した信号に加算することで、信号を増幅する。
　つまり、整相加算法では、受信素子２０１が受信する信号を素子ごとに遅延処理を行った上で加算部２０３により加算し、加算部２０３から加算結果を出力する。
　ところで、超音波診断装置では、超音波診断の精度をあげるために、超音波画像を高画質化させることが課題である。
　超音波診断装置は、通常、超音波画像の１ラインを描画するために１回の整相加算処理を行うが、１ラインに対して隣接するラインの分を含めて複数の整相加算処理を行うことにより、画像の分解能を向上させるという方式が考えられる。
　図２は、複数ライン分の整相加算信号の取得方法を説明するための図である。
　例えば、図２の（ａ）に示される５番目の受信素子２０１に対応するラインを描画する場合、まず、５番目の受信素子２０１が中心となるように超音波を出射（送信）する。そして、図２の（ａ）に示されるように１～９番目の受信素子２０１を使用して整相加算をすることにより、５番目の受信素子２０１を中心軸とした、５番目のラインの整相加算信号が得られる。
　同様に図２の（ｂ）に示されるように２～１０番目の受信素子２０１を用いれば６番目の受信素子２０１を中心軸とした６番目のラインの整相加算信号が得られる。また、図２の（ｃ）に示されるように、３～１１番目の受信素子２０１を用いれば、７番目の受信素子２０１を中心軸とした７番目のラインの整相加算信号が得られる。このように、隣接した３ライン分の整相加算信号を１回の超音波の送信で作ることができる。
　このような、３ライン分の整相加算信号を用いた、超音波画像の分解能向上方法について図３を用いて説明する。
　図３は、３つの隣接する整相加算信号を用いたビームフォーマ信号の生成方法を示すブロック図である。
　図３においてＤＡＳ（ｍ－１）と記載される整相加算信号４０１は、例えば、図２の（ａ）において得られた５番目のラインの整相加算信号である。このとき、図３においてＤＡＳ（ｍ）と記載される整相加算信号４０２は、図２の（ｂ）において得られた６番目のラインの整相加算信号である。同様に、図３においてＤＡＳ（ｍ＋１）と記載される整相加算信号４０３は、図２の（ｃ）において得られた７番目のラインの整相加算信号である。
　なお、図３において信号は、Ａ（ｍ、ｎ）のように表される。ここで、ｍは、超音波画像の水平方向（横方向、受信素子２０１の並び方向）の位置、すなわちライン番号（最終的に描画されるラインの番号）を示す。ｎは、超音波画像の垂直方向（縦方向、観測対象の深さ方向）の位置を示す。
　図３において、信号Ａ（ｍ，ｎ）は、ｍ番目のラインの（ｍ番目のラインを中心とする）整相加算信号４０２であり、図３では、ＤＡＳ（ｍ）とも記載される。
　信号Ｂ（ｍ，ｎ）は、ｍ＋１番目のラインの整相加算信号４０３から、ｍ－１番目のラインの整相加算信号４０１を減算した信号である。
　信号Ｃ（ｍ，ｎ）は、信号Ａ（ｍ，ｎ）と、信号Ｂ（ｍ，ｎ）と、所定の係数αとを乗算した信号である。すなわち、下記の式１によって算出される。なお、所定の係数αは、狭角度化の度合いを調整することによって信号Ｃ（ｍ，ｎ）のビーム形状を信号Ａ（ｍ，ｎ）のビーム形状に一致させるための係数である。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000001
　減衰係数算出部５０ａは、信号Ａ（ｍ，ｎ）のパワー信号と、信号Ｃ（ｍ，ｎ）の絶対値とに基づいて、雑音成分を抑圧する増幅率（減衰量、減衰係数）であるＧ（ｍ，ｎ）を算出する。すなわち、減衰係数算出部５０ａは、下記の式２に基づいて減衰係数を算出する。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000002
　なお、信号Ｃ（ｍ，ｎ）は、信号Ａ（ｍ，ｎ）と信号Ｂ（ｍ，ｎ）とが乗算された信号であるため、信号Ｃ（ｍ，ｎ）の次元はパワーである。したがって、式２では、信号Ｃ（ｍ，ｎ）の絶対値と、信号Ａ（ｍ，ｎ）のパワーとを用いることによって両者の次元を一致させて、減衰係数が算出される。
　最後に信号Ａ（ｍ，ｎ）と増幅率Ｇ（ｍ，ｎ）とを乗算してビームフォーマ信号Ｆ（ｍ，ｎ）が生成される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000003
　以上のような式を用いることにより、ｍ番目のラインのビームフォーマ信号のビーム形状は、鋭角化される。
　図４～図６は、ビームフォーマ信号のビーム形状を示す図である。なお、図４～図６において、ビーム形状の計算の条件は、深さｎ＝３０ｍｍ、開口Ｌ＝６４素子、素子間隔Δｄ＝０．３ｍｍ、送信周波数ｆ＝５ＭＨｚである。なお、ビーム形状は、ある深さｎにおけるラインｍの対感度レベル特性を示すものである。
　整相加算信号４０２の信号Ａ（ｍ，ｎ）は、図４において実線で示されるビーム形状を有する。また、整相加算信号４０３と整相加算信号４０１との差である信号Ｂ（ｍ，ｎ）は、図４の破線に示されるようなビーム形状を有する。
　信号Ｂ（ｍ，ｎ）は、ｍ番目のラインｍに対して対称な距離に位置する、ｍ－１番目のラインとｍ＋１番目のラインとにそれぞれ対応する２つの整相加算信号を減算することで得られる。したがって、ｍ番目のラインの焦点位置に対しては、２つの整相加算信号のレベルおよび位相は一致し、感度死角が形成される。
　信号Ｂ（ｍ，ｎ）は、ｍ番目のラインとは異なる領域に焦点を持つ、ｍ－１番目のラインの整相加算信号とｍ＋１番目のラインの整相加算信号とを基に算出されるため、ビーム形状において最大感度を有する位置は、図５に示されるように、素子ピッチ（ラインの間隔）と同じ±０．３ｍｍの位置となる。信号Ａ（ｍ，ｎ）を鋭角化するためには、信号Ｂ（ｍ，ｎ）よりも最大感度位置をより０ｍｍに近づけた信号が必要であり、そのために信号Ｃ（ｍ，ｎ）が算出される。
　言い換えれば、信号Ｃ（ｍ，ｎ）は、信号Ｂ（ｍ，ｎ）の遮断域を信号Ａ（ｍ，ｎ）の形状に一致させた信号であり、図５において破線で示されるようなビーム形状を有する。なお、図５では、信号Ａと次元を一致させるために、信号Ｃのビーム形状として、ｓｑｒｔ（Ｃ（ｍ，ｎ））のビーム形状が図示されている。
　このような、信号Ｃ（ｍ，ｎ）を用いて式２によって増幅率Ｇ（ｍ，ｎ）を算出し、Ａ（ｍ，ｎ）と増幅率Ｇ（ｍ，ｎ）とを乗算することによってビームフォーマ信号Ｆ（ｍ，ｎ）が生成される。ビームフォーマ信号Ｆ（ｍ，ｎ）のビーム形状は、図６の破線で示される。
　図６に示されるように、３つの整相加算信号から生成されるビームフォーマ信号Ｆ（ｍ，ｎ）は、従来の１つの整相加算信号から生成されるビームフォーマ信号Ａ（ｍ，ｎ）よりも鋭角化されている。つまり、図６に示されるようにビームフォーマ信号Ａ（ｍ，ｎ）よりも指向性が高く、分解能の高い信号ビームフォーマ信号Ｆ（ｍ，ｎ）が生成される。
　以上の例では、３つの整相加算信号を用いて、ビームフォーマ信号を鋭角化したが、３よりも多くの整相加算信号を使用することにより、さらなる画質向上が望める。
　しかしながら、整相加算処理は、多数の信号を処理することから、複数の整相加算処理を行う場合は、演算量を減らして信号処理の負荷を低減することが課題となる。特に、４つ以上の整相加算処理を行うことは、非常に信号処理の負荷が大きいため、難しい。
　そこで、本発明の一態様に係る超音波診断装置は、超音波診断装置であって、複数の受信素子が被検体から反射してくる超音波信号を受信し生成したエコー信号から、超音波画像を描画するための複数のラインそれぞれのビームフォーマ信号を生成するビームフォーマを備え、前記ビームフォーマは、フレームごとに、（ｉ）前記複数のラインのうちの１本のラインを、一定方向に決められた並び順に、当該フレームの対象ラインとして決定するとともに、前記対象ラインを真ん中のラインとして連続して並ぶ２ｋ＋１（ｋは自然数）本のラインを選択し、（ｉｉ）前記エコー信号を整相加算することによって、前記対象ラインの整相加算信号である第１の整相加算信号と、選択した２ｋ＋１本のラインのうち前記対象ライン以外のラインそれぞれの整相加算信号である第２の整相加算信号とを算出する整相加算部と、第Ｎフレームにおいて算出された、前記第１の整相加算信号および前記第２の整相加算信号から第１の参照ビームを生成する第１の参照ビーム生成部と、（ｉ）前記第Ｎフレームよりも１フレーム前のフレームである第Ｎ－１フレームにおいて算出された前記第２の整相加算信号のうち前記並び順の順番が最も小さいラインの前記第２の整相加算信号と、（ｉｉ）前記第Ｎフレームにおいて算出された前記第１の整相加算信号と、（ｉｉｉ）前記第Ｎフレームよりも１フレーム後のフレームである第Ｎ＋１フレームにおいて算出された前記第２の整相加算信号のうち前記並び順の順番が最も大きいラインの前記第２の整相加算信号と、から第２の参照ビームを生成する第２の参照ビーム生成部と、前記第１の参照ビームと前記第２の参照ビームとに基づいて、前記第Ｎフレームにおいて算出された前記第１の整相加算信号を狭角度化するための係数である減衰係数を算出する減衰係数算出部と、前記減衰係数を、前記第Ｎフレームにおいて算出された前記第１の整相加算信号に乗ずることによって、前記第Ｎフレームにおける対象ラインのビームフォーマ信号を生成して出力するビームフォーマ生成部とを備える。
　本構成によって、同時に行う整相加算処理の数を減らして演算量を低減するとともに、画像の分解能を向上させることができる。
　また、前記整相加算部は、フレームごとに、前記対象ラインを真ん中のラインとして連続して並ぶ３本のラインを選択し、前記第１の整相加算信号と、前記対象ラインに隣接する２つのラインそれぞれの整相加算信号である前記第２の整相加算信号とを算出し、前記第１の参照ビーム生成部は、前記第Ｎフレームにおいて算出された、前記第１の整相加算信号および２つの前記第２の整相加算信号から前記第１の参照ビームを生成してもよい。
　本構成によると、１フレームにおいて行われる整相加算処理は３つであるが、５つの整相加算処理を行った場合と同等の分解能の画像を生成することができる。
　また、前記第Ｎフレームにおける対象ラインが前記複数のラインの一番端のラインである場合、または、前記第Ｎフレームにおける対象ラインが前記複数のラインの端から２番目のラインである場合、前記ビームフォーマ生成部は、前記第Ｎフレームにおいて算出された前記第１の整相加算信号を、前記第Ｎフレームにおける対象ラインのビームフォーマ信号として出力してもよい。
　本構成によって、一番端のラインのビームフォーマ信号を適切に生成することができる。
　また、前記第Ｎフレームにおける対象ラインが前記複数のラインの端から２番目のラインである場合、前記減衰係数算出部は、前記第１の参照ビームおよび前記第２の参照ビームのうち前記第１の参照ビームのみに基づいて定められる前記減衰係数を算出し、前記ビームフォーマ生成部は、前記第１の参照ビームのみに基づいて定められる減衰係数を、前記第Ｎフレームにおいて算出された前記第１の整相加算信号に乗ずることによって、前記第Ｎフレームにおける対象ラインのビームフォーマ信号を生成して出力してもよい。
　本構成によって、一番端から２番目のラインのビームフォーマ信号を適切に生成することができる。
　また、前記第１の参照ビーム生成部は、前記第Ｎフレームにおいて算出された２つの前記第２の整相加算信号の差を、前記第Ｎフレームにおいて算出された前記第１の整相加算信号に乗ずることによって、前記第１の参照ビームを生成し、前記第２の参照ビーム生成部は、前記第Ｎ－１フレームにおいて算出された前記第２の整相加算信号のうち前記並び順の順番が最も小さいラインの前記第２の整相加算信号、および、前記第Ｎ＋１フレームにおいて算出された前記第２の整相加算信号のうち前記並び順の順番が最も大きいラインの前記第２の整相加算信号の差を、前記第Ｎフレームにおいて算出された前記第１の整相加算信号に乗ずることによって、前記第２の参照ビームを生成してもよい。
　また、前記第１の参照ビーム生成部は、前記第Ｎフレームにおいて算出された２つの前記第２の整相加算信号の差と、前記第Ｎフレームにおいて算出された前記第１の整相加算信号と、所定の係数αとを乗ずることによって、前記第１の参照ビームを生成し、前記第２の参照ビーム生成部は、前記第Ｎ－１フレームにおいて算出された前記第２の整相加算信号のうち前記並び順の順番が最も小さいラインの前記第２の整相加算信号、および、前記第Ｎ＋１フレームにおいて算出された前記第２の整相加算信号のうち前記並び順の順番が最も大きいラインの前記第２の整相加算信号の差と、前記第Ｎフレームにおいて算出された前記第１の整相加算信号と、所定の係数βとを乗ずることによって、前記第２の参照ビームを生成してもよい。
　また、前記減衰係数算出部は、前記第Ｎフレームにおいて算出された前記第１の整相加算信号をＡ、前記第１の参照ビームをＣ、前記第２の参照ビームをＥとした場合に、前記減衰係数であるＧを、後述する式５によって算出してもよい。
　また、前記減衰係数算出部は、前記複数の受信素子の位置から前記超音波信号の反射の起点となる位置までの距離に応じて、（ｉ）前記第１の参照ビームと前記第２の参照ビームとの両方に基づいて前記減衰係数を算出するか（ｉｉ）前記第１の参照ビームおよび前記第２の参照ビームのうち前記第１の参照ビームのみに基づいて前記減衰係数を算出するか（ｉｉｉ）前記減衰係数を１として算出するか、を切り替えて実行してもよい。
　本構成により、例えば、ビーム形状が広くなりやすい、いわゆる深さが深い対象ラインに対して、減衰係数の算出に用いられる整相加算信号の数を多くする制御が可能である。すなわち、本構成によれば、深さに応じて超音波画像の分解能を向上させることができる。
　また、前記減衰係数算出部は、前記第Ｎフレームにおける対象ラインの前記並び順の順番に応じて、（ｉ）前記第１の参照ビームと前記第２の参照ビームとの両方に基づいて前記減衰係数を算出するか（ｉｉ）前記第１の参照ビームおよび前記第２の参照ビームのうち前記第１の参照ビームのみに基づいて前記減衰係数を算出するか（ｉｉｉ）前記減衰係数を１として算出するか、を切り替えて実行してもよい。
　本構成により、画像端のように整相加算信号の数が制限されるところや、画像中央のように整相加算信号の数に制限がないところなど、対象ラインの位置ごとに、減衰係数の算出に用いられる整相加算信号の数を変化させることができる。
　なお、これらの包括的または具体的な態様は、システム、方法、集積回路、コンピュータプログラムまたはコンピュータ読み取り可能なＣＤ－ＲＯＭなどの記録媒体で実現されてもよく、システム、方法、集積回路、コンピュータプログラムおよび記録媒体の任意な組み合わせで実現されてもよい。
　以下、本発明の実施の形態について、図面を参照しながら説明する。なお、以下で説明する実施の形態は、いずれも包括的または具体的な例を示すものである。以下の実施の形態で示される数値、形状、材料、構成要素、構成要素の配置位置および接続形態、ステップ、ステップの順序などは、一例であり、本発明を限定する主旨ではない。また、以下の実施の形態における構成要素のうち、最上位概念を示す独立請求項に記載されていない構成要素については、任意の構成要素として説明される。また、同じ構成要素には同じ符号を付し、説明を省略する場合がある。
　（実施の形態１）
　まず、実施の形態１に係る超音波診断装置の全体の構成について説明する。
　図７は、実施の形態１に係る超音波診断装置の構成を示すブロック図である。
　超音波診断装置１００は、プローブ部５０１と、Ｔ／Ｒスイッチ部５０２と、パルサー部５０３と、ＡＦＥ部５０４と、ビームフォーマ部５０５（ビームフォーマ）と、画像化部５０６と、表示部５０７と、操作部５０８とを備える。
　プローブ部５０１は、検体（被検体ともよぶ。例えば、生体）に向けて超音波の送信を行い、その反射波を受信し、エコー信号を生成する。
　Ｔ／Ｒスイッチ部５０２は、プローブ部５０１に送信する送信信号と、プローブ部５０１から受信するエコー信号とを回路保護等の観点から電気的にスイッチングする。
　パルサー部５０３は、超音波の送信を促進する電気的な信号を発生させる。
　ＡＦＥ部５０４は、プローブ部５０１が送信した超音波を検体が反射することで発生する超音波である反射波をプローブ部５０１が受信して生成するエコー信号を受信する。そして、ＡＦＥ部５０４は、エコー信号の増幅などを行い、ＡＤ変換によりデジタル信号列に変換する。ＡＦＥ部５０４は、いわゆるアナログフロントエンドに相当する。
　ビームフォーマ部５０５は、ＡＦＥ部５０４が生成したデジタル信号列からアレイ信号処理によってビームフォーミングを行う。ビームフォーミングとは、可視化したい領域に対するフォーカス処理に相当する。
　画像化部５０６は、ビームフォーマ部５０５によって得られた信号から表示画像（超音波画像）を生成する。
　表示部５０７は、画像化部５０６が生成した表示画像を表示する。表示部５０７は、例えば、液晶ディスプレイや、有機ＥＬ（Ｅｌｅｃｔｒｏ　Ｌｕｍｉｎｅｓｃｅｎｃｅ）ディスプレイなどの表示ディスプレイである。
　操作部５０８は、上記の各機能ブロックが行う処理の制御、及び操作を行う。また、操作部５０８は、ユーザによる操作を受け付けて、上記の制御、及び操作を行ってもよい。
　本発明は、特に、超音波のエコー信号を演算して超音波画像を生成するためのビーム信号を生成するビームフォーマ部５０５に特徴を有する。なお、本発明の特徴部以外の構成要素については、従来の超音波診断装置の構成要素を使用することが可能である。よって、従来の超音波診断装置のビームフォーマ部に代えて、ビームフォーマ部５０５を導入することが可能である。
　なお、超音波診断装置１００は、図７に示される構成の超音波診断装置に限定されない。例えば、送信素子と受信素子とが異なる素子である場合には、Ｔ／Ｒスイッチ部５０２は不要である。また、プローブ部５０１が、パルサー部５０３を内蔵する構成であってもよいし、プローブ部５０１が、パルサー部５０３及びＡＦＥ部５０４を内蔵する構成であってもよい。さらに、プローブ部５０１が、その他のすべての機能ブロックを内蔵する構成であってもよい。
　実施の形態１においては、プローブ部５０１が有する複数の受信素子２０１と、ラインとの関係は、図８に示されるような関係となる。
　図８は、実施の形態１における、複数の受信素子と、ラインとの関係を説明するための模式図である。なお、図８の上の図は、表示部５０７の外観を示す図であり、図８の下の図は、プローブ部５０１を被検体２０４に当てた状態の断面図である。
　図８に示されるように、プローブ部５０１が有する、一列に並んだｎ個の受信素子２０１のそれぞれに対応して、被検体２０４がｎ本のライン（領域）に区分されるものとする。また、図８に示されるように、深さ方向とは、被検体２０４のプローブ部５０１が当てられる面と略垂直な方向と定義される。
　この場合、図８に示されるように超音波診断装置１００の表示部５０７には、フレームごとに生成されるビームフォーマ信号によって、フレームごとに１つのラインが表示される。すなわち、実施の形態１では、フレームとは、１つのラインを生成する時間の単位を意味する。また、以下の説明では、特に断りのない限り、各ラインは、フレームの進行とともに超音波画像の端から順番（１、２・・ｎの順）に描画されるものとする。
　なお、図示されないが超音波の送信は、プローブ部５０１が有する送信部によって行われる。送信部は、複数の受信素子２０１のそれぞれに対応する位置から被検体に向けて超音波を送信（出射）し、複数の受信素子２０１は、反射してきた信号を受信してエコー信号を生成する。
　なお、実際に表示部５０７に超音波画像を表示する際には、ｎ本のラインのままでは表示ライン数が少ない場合が考えられる。このような場合、例えば、補間処理を行うことによりラインの数を２ｎ本に増加させる等して超音波画像が表示されてもよい。
　次に、超音波診断装置１００の特徴構成である、ビームフォーマ部５０５について、従来の構成のビームフォーマ部と比較しながら説明する。
　まず、従来の構成のビームフォーマ部について説明する。
　図９は、従来のビームフォーマ部の構成を示すブロック図である。
　図９に示されるビームフォーマ部５０５ａは、３つの整相加算回路１１ａ、１２ａ、および１３ａからなる整相加算部１０ａと、参照ビーム生成部２１ａと、減衰係数算出部５０ａと、ビームフォーマ生成部６０ａとを備える。
　整相加算部１０ａは、複数の受信素子２０１が被検体２０４から反射してくる超音波信号を受信し生成したエコー信号から、当該エコー信号を生成するために送信された超音波の送信位置（複数の受信素子２０１のいずれかの位置）を中心とする３つの整相加算信号を算出する。
　具体的には、送信位置に対応するラインを対象ラインとした場合、対象ラインの整相加算信号は、整相加算回路１２によって算出（生成）される。対象ラインの両隣の整相加算信号は、整相加算回路１１ａおよび１３ａによってそれぞれ生成される。整相加算回路１１ａ～１３ａによって生成された整相加算信号の各々は、参照ビーム生成部２１ａに入力される。
　参照ビーム生成部２１ａは、図３を用いて説明したように、整相加算回路１１ａ～１３ａによって生成された整相加算信号の各々を用いて信号Ｂの遮断域を信号Ａの形状に一致させた信号Ｃを生成する。信号Ｃは、参照ビーム生成部２１ａの出力となる。なお、参照ビーム生成部２１ａは、図３で説明した方法以外の手法を用いて参照ビームを生成してもよい。
　減衰係数算出部５０ａは、上述の式２にしたがって、減衰係数を算出する。
　ビームフォーマ生成部６０は、減衰係数算出部５０ａが算出した減衰係数を、整相加算回路１２ａからの出力される対象ラインの整相加算信号に乗ずることより、対象ラインのビームフォーマ信号を生成する。
　このようなビームフォーマ部５０５ａによれば、３つの整相加算信号を用いて、ビームフォーマ信号を鋭角化することができる（図６参照）。ここで、例えば、３よりも多い５つの整相加算信号を使用するビームフォーマ部によれば、さらなる画質向上が望める。
　図１０は、５つの整相加算信号を算出する従来のビームフォーマ部の構成を示すブロック図である。
　図１０に示されるビームフォーマ部５０５ｂは、５つの整相加算回路１１ｂ、１２ｂ、１３ｂ、１４ｂ、および１５ｂからなる整相加算部１０ｂと、参照ビーム生成部２１ｂと、減衰係数算出部５０ｂと、ビームフォーマ生成部６０ｂとを備える。
　整相加算部１０ｂは、エコー信号から整相加算回路１１ｂ～１５ｂを用いて５つの整相加算信号を算出する。算出された５つの整相加算信号は、参照ビーム生成部２１ｂに入力され、以降は、ビームフォーマ部５０５ａとほぼ同様の処理が行われる。
　しかしながら、上述のように、整相加算処理は、エコー信号から整相加算信号を生成するために非常に多数のデータを扱うことから演算量が非常に大きい処理である。そのため、実際には４つ以上の整相加算信号を同時に算出することは困難である。
　そこで、実施の形態１に係るビームフォーマ部５０５では、対象ラインのビームフォーマ信号を、現フレームにおいて算出された整相加算信号に加えて、１フレーム前のフレームにおいて算出された整相加算信号と、１フレーム後のフレームにおいて算出された整相加算信号とを利用して生成する。
　これにより、１フレームにおいて算出される整相加算信号の数は、３つであるが、５つの整相加算信号を用いて狭角化されたビームフォーマ信号を生成することができる。
　図１１は、実施の形態１に係るビームフォーマ部５０５のビームフォーマ信号の生成方法の概要を示す図である。
　なお、図１１においては、フレーム１、２、３の順に処理が行われ、フレーム１においては、対象ライン（中心となるライン）はライン２、フレーム２においては、対象ラインは、ライン３、フレーム３においては、対象ラインは、ライン４とする。
　図１１において一番左に示されるフレーム１（フレーム１の時刻）においては、ライン２に対応する送信位置（ライン２に対応する受信素子２０１の位置）から超音波が送信される。フレーム１では、整相加算部は、この送信によって得られるエコー信号から、ライン２の整相加算信号であるＤＡＳ２と、ライン２に隣接するライン１の整相加算信号であるＤＡＳ１と、ライン２に隣接するライン３の整相加算信号であるＤＡＳ３とを算出する。
　図１１において中央に示される、フレーム１に続くフレーム２においては、ライン３に対応する送信位置から超音波が送信される。フレーム２では、整相加算部は、この送信によって得られるエコー信号から、ライン３の整相加算信号であるＤＡＳ３と、ライン２の整相加算信号であるＤＡＳ２と、ライン４の整相加算信号であるＤＡＳ４とを算出する。
　図１１において右側に示される、フレーム２に続くフレーム３においては、ライン４に対応する送信位置から超音波が送信される。フレーム３では、整相加算部は、この送信によって得られるエコー信号から、ライン４の整相加算信号であるＤＡＳ４と、ライン３の整相加算信号であるＤＡＳ３と、ライン５の整相加算信号であるＤＡＳ５とを算出する。
　フレーム１およびフレーム２において算出されたＤＡＳのデータは、バッファに格納される。そして、フレーム１において算出されたＤＡＳ１と、フレーム２において算出されたＤＡＳ２～ＤＡＳ４と、フレーム３において算出されたＤＡＳ５とを用いて、ライン３のビームフォーマ信号が生成される。
　以上のような方法により、実施の形態１に係るビームフォーマ部５０５は、フレーム３以降のタイミングにおいて、フレーム２における対象ラインであるライン３のビームフォーマ信号を連続して並んだ５ライン分の整相加算信号から生成することができる。
　本構成によると、１フレームにおいて算出される整相加算信号の数は３つであるが、１フレームにおいて５つの整相加算信号を算出した場合と同等の分解能の画像を生成することができる。
　以下、実施の形態１に係るビームフォーマ部５０５の構成および動作について説明する。
　図１２は、実施の形態１に係るビームフォーマ部５０５の構成を示すブロック図である。
　図１３は、実施の形態１に係るビームフォーマ部５０５の動作のフローチャートである。
　図１２に示されるように、実施の形態１に係るビームフォーマ部５０５は、３つの整相加算回路１１、１２、および１３からなる整相加算部１０と、第１の参照ビーム生成部２１と、第２の参照ビーム生成部２２と、減衰係数算出部５０と、ビームフォーマ生成部６０と、参照ビームバッファ３０と、入力データ遅延バッファ４１および４２とを備える。
　ビームフォーマ部５０５は、上述のように、複数の受信素子２０１が被検体２０４から反射してくる超音波信号を受信し生成したエコー信号から、超音波画像を描画するための、順番に並んだ複数のラインそれぞれのビームフォーマ信号を生成する。
　整相加算部１０は、フレームごとにエコー信号から３つの整相加算信号を算出する（図１３のＳ１０１）。
　具体的には、整相加算部１０は、まず、フレームごとに、複数のラインのうち１本のラインを、複数のラインの並び順に、当該フレームの対象ラインとして決定するとともに、対象ラインを真ん中のラインとして連続して並ぶ３本のラインを選択する。
　上述の図１１の例では、フレーム１においては、整相加算部１０は、ライン２を対象ラインとして決定し、ライン２を真ん中のラインとして連続して並ぶライン１～３の３本のラインを選択する。次のフレーム２においては、整相加算部１０は、ライン３を対象ラインとして決定し、ライン３を真ん中のラインとして連続して並ぶライン２～４の３本のラインを選択する。
　また、整相加算部１０は、フレームごとに、エコー信号を整相加算することによって、対象ラインの整相加算信号である第１の整相加算信号と、選択した３本のラインのうち対象ライン以外のラインそれぞれの整相加算信号である第２の整相加算信号とを算出する。
　上述の図１１の例では、フレーム１においては、整相加算部１０は、ライン２の整相加算信号である第１の整相加算信号と、ライン１およびライン３の２本のラインそれぞれの整相加算信号である第２の整相加算信号を算出する。
　なお、整相加算回路１２は、第１の整相加算信号を算出し、整相加算回路１１は、対象ラインに隣接する２つのラインのうち並び順の順番の大きいラインの整相加算信号を算出し、整相加算回路１３は、対象ラインに隣接する２つのラインのうち並び順の順番の小さいラインの整相加算信号を算出する。
　なお、第１の整相加算信号は、入力データ遅延バッファ４１に格納され、１フレーム後のフレームにおいても使用可能な状態となる。したがって、第２の参照ビーム生成部２２は、現フレームにおいて、１フレーム前のフレームにおいて算出された第１の整相加算信号を使用することができる。
　同様に、第２の整相加算信号のうち並び順の順番の小さいほうのラインの第２の整相加算信号（整相加算回路１３が算出した第２の整相加算信号）は、入力データ遅延バッファ４１に格納された後、さらに入力データ遅延バッファに格納されている。したがって、第２の参照ビーム生成部２２は、現フレームにおいて、２フレーム前のフレームにおいて整相加算回路１３が算出した第２の整相加算信号を使用することができる。
　すなわち、上述の図１１の例では、フレーム３において、入力データ遅延バッファ４２には、２フレーム前のフレームであるフレーム１において整相加算回路１３が算出した信号（ＤＡＳ１）が格納されている。同様に、入力データ遅延バッファ４１には、１フレーム前のフレームであるフレーム２において整相加算回路１２および整相加算回路１３のそれぞれが算出した信号（ＤＡＳ２およびＤＡＳ３）が格納されている。
　また、整相加算部１０（整相加算回路１１～１３）が算出した第１の整相加算信号および第２の整相加算信号は、第１の参照ビーム生成部２１に入力され、第１の参照ビームが生成される。
　第１の参照ビーム生成部２１は、第Ｎフレームにおいて算出された、第１の整相加算信号および２つの第２の整相加算信号から第１の参照ビームを生成する（図１３のＳ１０２）。
　上述の図１１の例では、第１の参照ビーム生成部２１は、フレーム２において算出されたライン３の整相加算信号である第１の整相加算信号（ＤＡＳ３）と、ライン２および４の２本のラインそれぞれの整相加算信号である第２の整相加算信号（ＤＡＳ２およびＤＡＳ４）とを用いて第１の参照ビームを生成する。第１の参照ビームの生成方法の詳細については、後述する。
　なお、第１の参照ビーム生成部２１で生成された第１参照ビームは、参照ビームバッファ３０に格納された後、減衰係数算出部５０に入力される。これにより、減衰係数算出部５０は、１フレーム前のフレームにおいて生成された第１の参照ビームを現フレームにおいて使用することができる。
　第２の参照ビーム生成部２２は、第Ｎフレームよりも１フレーム前のフレームである第Ｎ－１フレームにおいて算出された第２の整相加算信号のうち並び順の順番が最も小さいラインの第２の整相加算信号と、第Ｎフレームにおいて算出された第１の整相加算信号と、第Ｎフレームよりも１フレーム後のフレームである第Ｎ＋１フレームにおいて算出された第２の整相加算信号のうち並び順の順番が最も大きいラインの第２の整相加算信号とから第２の参照ビームを生成する（図１３のＳ１０３）。第２の参照ビームの生成方法の詳細については、後述する。
　上述の図１１の例では、第２の参照ビーム生成部２２は、フレーム１において算出されたライン１の第２の整相加算信号（ＤＡＳ１）と、フレーム２において算出されたライン３の第１の整相加算信号（ＤＡＳ３）と、フレーム３において算出されたライン５の第２の整相加算信号（ＤＡＳ５）とを用いて第２の参照ビームを生成する。
　ここで、フレーム１において算出されたライン１の第２の整相加算信号は、第Ｎ－１フレームにおいて算出された第２の整相加算信号のうち並び順の順番が最も小さいラインの第２の整相加算信号である。フレーム２において算出されたライン３の第１の整相加算信号は、第Ｎフレームにおいて算出された第１の整相加算信号であり、フレーム３において算出されたライン５の第２の整相加算信号は、第Ｎ＋１フレームにおいて算出された第２の整相加算信号のうち並び順の順番が最も大きいラインの第２の整相加算信号である。
　減衰係数算出部５０は、第１の参照ビームと第２の参照ビームとに基づいて定められる係数であって、第Ｎフレームにおいて算出された第１の整相加算信号を狭角度化するための係数である減衰係数を算出する（図１３のＳ１０４）。減衰係数の算出方法の詳細については、後述する。
　ビームフォーマ生成部６０は、減衰係数算出部５０が算出した減衰係数を、第Ｎフレームにおいて算出された第１の整相加算信号に乗ずることによって、第Ｎフレームにおける対象ラインのビームフォーマ信号を生成して出力する（図１３のＳ１０５）。
　以上のような構成により、ビームフォーマ部５０５は、フレームごとに算出する整相加算信号の数は３ライン分のままで、５ライン分の整相加算信号を用いてビームフォーマ信号を生成することができる。
　なお、ビームフォーマ部５０５では、ステップＳ１０２の処理は、第Ｎフレームにおいて行われ、ステップＳ１０３～Ｓ１０５の処理は、第Ｎ＋１フレームにおいて行われるが、処理タイミングはこのようなタイミングに限定されるものではない。ステップＳ１０２の処理は、第Ｎフレーム以降のフレームにおいて実行されてもよく、ステップＳ１０３～Ｓ１０５の処理は、第Ｎ＋１フレーム以降のフレームにおいて実行されてもよい。
　次に、第１の参照ビームおよび第２の参照ビームの生成方法と、これらを用いた減数係数の算出方法（ビームフォーマ信号の生成方法）の詳細について説明する。
　図１４は、実施の形態１に係るビームフォーマ部のビームフォーマ信号の生成方法を示すブロック図である。なお、図１４において、ＤＡＳ（ｍ）と記載される整相加算信号は、ｍ番目のラインの整相加算信号を意味する。
　第１の参照ビーム生成部２１は、第Ｎフレームにおいて算出された、第１の整相加算信号４０２（ＤＡＳ（ｍ））と、第２の整相加算信号４０１（ＤＡＳ（ｍ－１））と、第２の整相加算信号４０３（ＤＡＳ（ｍ＋１））とから第１の参照ビームを生成する。第１の参照ビームは、第１の整相加算信号４０２をＡ（ｍ，ｎ）とし、第２の整相加算信号４０３から第２の整相加算信号４０１を減算した信号をＢ（ｍ，ｎ）とした場合に、上述の式１を用いて算出されるＣ（ｍ，ｎ）に相当する。
　第２の参照ビーム生成部２２は、第Ｎフレームにおいて算出された、第１の整相加算信号４０２（ＤＡＳ（ｍ））と、第Ｎ－１フレームにおいて算出された、第２の整相加算信号４０４（ＤＡＳ（ｍ－２））と、第Ｎ＋１フレームにおいて算出された第２の整相加算信号４０５（ＤＡＳ（ｍ＋２））とから第２の参照ビームを生成する。
　ここで、第１の整相加算信号４０２をＡ（ｍ，ｎ）とし、第２の整相加算信号４０５から第２の整相加算信号４０４を減算した信号をＤ（ｍ，ｎ）とした場合、第２の参照ビームは、下記の式４で示されるＥ（ｍ，ｎ）に相当する。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000004
　すなわち、信号Ｅ（ｍ，ｎ）は、信号Ａ（ｍ，ｎ）と、信号Ｄ（ｍ，ｎ）と、所定の係数βとを乗算した信号である。なお、信号Ｅ（ｍ，ｎ）は、信号Ｄの遮断域を信号Ａの形状に一致させた信号である。所定の係数βは、狭角度化の度合いを調整することによって信号Ｅ（ｍ，ｎ）のビーム形状を信号Ａ（ｍ，ｎ）のビーム形状に一致させるための係数である。
　減衰係数算出部５０は、信号Ａ（ｍ，ｎ）のパワー信号と、信号Ｃ（ｍ，ｎ）の絶対値と、信号Ｅ（ｍ，ｎ）の絶対値とに基づいて、減衰係数Ｇ（ｍ，ｎ）を算出する。すなわち、減衰係数算出部５０は、下記の式５に基づいて減衰係数を算出する。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000005
　最後に、ビームフォーマ生成部６０は、信号Ａ（ｍ，ｎ）と増幅率Ｇ（ｍ，ｎ）とを乗算してビームフォーマ信号Ｆ（ｍ，ｎ）を生成する。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000006
　このような構成では、同一フレーム（同一時刻）に算出される整相加算信号は、３つであるが、５つの整相加算信号を用いてビームフォーマ信号を生成することができる。このような５つの整相加算信号を用いたビームフォーマ信号は、３つの整相加算信号を用いたビームフォーマ信号よりもさらに超音波画像の画質を向上させることができる。
　図１５は、ビームフォーマ部５０５が生成したビームフォーマ信号のビーム形状を示す図である。
　図１５の（ａ）では、従来の１つの整相加算信号から生成されるビームフォーマ信号のビーム形状が実線で示されている。また、図１５の（ａ）では、図９を用いて説明したビームフォーマ部５０５ａが３つの整相加算信号を用いて生成したビームフォーマ信号のビーム形状が破線で示されている。
　図１５の（ｂ）では、従来の１つの整相加算信号から生成されるビームフォーマ信号のビーム形状が実線で示されている。また、図１５の（ｂ）では、図１２を用いて説明したビームフォーマ部５０５が５つの整相加算信号を用いて生成したビームフォーマ信号のビーム形状が破線で示されている。
　図１５の（ａ）において破線で示されるビーム形状と、図１５の（ｂ）において破線で示されるビーム形状とを比較すると、図１５の（ｂ）において破線で示されるビーム形状では、特に、±０．７ｍｍの位置における不要な信号成分が除去されている。すなわち、ビームフォーマ部５０５は、ビームフォーマ部５０５ａよりもさらに超音波画像の画質を向上させることができる。
　なお、ビームフォーマ部５０５では、参照ビーム生成数は増えるが、整相加算処理に比べて参照ビームの生成による演算量は、かなり低い。したがって、ビームフォーマ部５０５によれば、３つの整相加算処理にわずかに演算量を加えただけで、５つの整相加算処理を行った場合と同等の性能のビームフォーマ信号を生成することが可能となる。
　なお、上記実施の形態では、式１および式４に示されるように、第１の参照ビーム及び第２の参照ビームは、所定の係数αおよびβがそれぞれ乗算された信号として説明されたが、式１および式４において所定の係数αおよびβは、乗算されなくてもよい。この場合、所定の係数αおよびβは、式２および式５において、第１の参照ビームである信号Ｃ（ｍ，ｎ）および第２の参照ビームである信号Ｅ（ｍ，ｎ）にそれぞれ乗算されてもよい。
　なお、超音波画像の端のラインにおいては、３つまたは５つの整相加算信号を用いたビームフォーマ信号の生成ができない場合がある。
　例えば、図８に示される超音波画像では、１番目およびｎ番目のラインは、一番端のラインであるため、３つの整相加算信号を利用したビームフォーマ信号の生成ができない。
　このような場合、すなわち、第Ｎフレームにおける対象ラインが複数のラインの一番端のラインである場合、ビームフォーマ生成部６０は、第Ｎフレームにおいて整相加算部１０が算出した一番端のラインの第１の整相加算信号を、対象のラインのビームフォーマ信号としてそのまま出力してもよい。これにより、超音波画像の端部の画像がなくなることを防ぐことができる。
　同様に、図８に示される超音波画像では、２番目およびｎ－１番目のラインは、３つの整相加算信号を利用したビームフォーマ信号の生成は可能であるが、５つの整相加算信号を利用したビームフォーマ信号の生成は不可能である。
　このような場合、すなわち、第Ｎフレームにおける対象ラインが複数のラインの端から２番目のラインである場合、減衰係数算出部５０は、第１の参照ビームおよび第２の参照ビームのうち第１の参照ビームのみに基づいて定められる減衰係数を算出してもよい。そして、ビームフォーマ生成部６０は、第１の参照ビームのみに基づいて定められる減衰係数を、第Ｎフレームにおいて算出された第１の整相加算信号に乗ずることによって、第Ｎフレームにおける対象ラインのビームフォーマ信号を生成して出力してもよい。
　また、第Ｎフレームにおける対象ラインが複数のラインの端から２番目のラインである場合、ビームフォーマ生成部６０は、第Ｎフレームにおいて整相加算部１０が算出した端から２番目のラインの第１の整相加算信号を、対象のラインのビームフォーマ信号としてそのまま出力してもよい。
　これにより、超音波画像の端部の画像がなくなることを防ぐことができる。
　以上説明したように、実施の形態１に係るビームフォーマ部５０５は、フレームごとに算出する整相加算信号の数は３ライン分のままで、５ライン分の整相加算信号を用いてビームフォーマ信号を生成することができる。ビームフォーマ部５０５では、参照ビームの生成による演算量は増加するが、この演算量は、整相加算処理に比べてかなり低い。したがって、ビームフォーマ部５０５によれば、信号処理の負荷を低減するとともに画像の分解能を向上させることができる超音波診断装置１００が実現される。
　（実施の形態２）
　実施の形態１では、ビームフォーマ部５０５は、フレームごとに算出する整相加算信号の数は３ライン分のままで、５ライン分の整相加算信号を用いてビームフォーマ信号を生成した。しかしながら、ビームフォーマ部は、ビームフォーマ信号の生成方法を切り替えて実行してもよい。実施の形態２では、このような、ビームフォーマ信号の生成方法を切り替えることができるビームフォーマ部の例について説明する。
　図１６は、実施の形態２に係るビームフォーマ部の構成を示すブロック図である。なお、図１６において、図１２と同じ構成要素については同じ符号を用い、説明を省略する。
　図１６に示されるビームフォーマ部５０５ｃにおいて、図１２に示されるビームフォーマ部５０５と異なるところは、ビームフォーマ部５０５ｃは、制御部８０と、乗算回路７１～７３とを備えるところである。なお、図１６では、制御部８０と、乗算回路７１～７３とは、減衰係数算出部５０と別個に設けられているが、減衰係数算出部５０の一機能として実現されてもよい。
　制御部８０は、乗算回路７１～７３に係数を設定する。
　乗算回路７１は、参照ビームバッファ３０に格納された第１の参照ビームに係数を乗算して減衰係数算出部５０に出力する。ここで、乗算回路７１が乗じる係数は、上述の所定の係数αである。
　乗算回路７２は、第２の参照ビーム生成部２２が生成した第２の参照ビームに係数を乗算して減衰係数算出部５０に出力する。ここで、乗算回路７２が乗じる係数は、上述の所定の係数βである。
　乗算回路７３は、入力データ遅延バッファ４１に格納された第１の整相加算回路に係数を乗算して減衰係数算出部５０に出力する。すなわち、上述の式５において信号Ａ（ｍ，ｎ）には係数（以下、所定の係数γとする）が乗算されてもよい。
　制御部８０は、例えば、対象ラインの順番に応じて、所定の係数α、β、およびγのそれぞれを設定する。例えば、対象ラインが一番端のラインである場合には、制御部８０は、α＝β＝０、γ＝１にそれぞれ設定する。これにより、減衰係数算出部５０が算出する減数係数は１となり、ビームフォーマ生成部６０は、対象ラインの第１の整相加算信号を、対象ラインのビームフォーマ信号としてそのまま出力する。なお「減衰係数が１」とは、このように減衰係数が第１の整相加算信号を変化させない係数であることを意味する。
　また、例えば、対象ラインが端から２番目のラインである場合には、制御部８０は、α≠０、β＝０、γ＝１にそれぞれ設定する。これにより、減衰係数算出部５０が算出する減数係数は、式２で示される減衰係数となる。すなわち、ビームフォーマ生成部６０は、３つの整相加算信号を用いて算出された減衰係数によってビームフォーマ信号を生成する。
　このように、制御部８０と乗算回路７１～７３を設けることにより、減衰係数の算出に用いられる整相加算信号の数を対象ラインごとに調整することが可能となる。
　つまり、制御部８０と乗算回路７１～７３とが減衰係数算出部５０の一機能として実現される場合、減衰係数算出部５０は、第Ｎフレームにおける対象ラインの順番に応じて、（１）第１の参照ビームと第２の参照ビームとの両方に基づいて減衰係数を算出するか（２）第１の参照ビームおよび第２の参照ビームのうち第１の参照ビームのみに基づいて減衰係数を算出するか（３）減衰係数を１として算出するか、を切り替えて実行することができる。
　なお、制御部８０は、対象ラインにおける、被検体２０４の表面から送信部が送信する超音波の焦点位置までの距離である「深さ」（図８に図示される「ｄｅｐｔｈ」方向の長さ）に応じて所定の係数α、β、およびγのそれぞれを設定してもよい。ここで「深さ」は、言い換えれば、複数の受信素子の位置から、被検体２０４内の、被検体２０４から反射してくる超音波信号（反射波）の反射の起点となる位置までの距離を意味する。
　一般に、深さが深い（長い）場合は、送信部が送信する超音波の周波数を低くする必要があり、ビームフォーマ信号のビーム形状が太くなる傾向がある。したがって、深さが深い場合は、５つの整相加算信号を用いてビームフォーマ信号が生成されることが望ましい。すなわち、減衰係数算出部５０は、第１の参照ビームと第２の参照ビームとの両方に基づいて減衰係数を算出することが望ましい。
　一方、深さが浅い（短い）場合は、送信部が送信する超音波の周波数を高くして、ビームフォーマ信号のビーム形状を細くすることができる。
　このような場合は、演算量の観点からは、１つまたは３つの整相加算信号を用いてビームフォーマ信号が生成されることが望ましい。すなわち、減衰係数算出部５０は、第１の参照ビームおよび第２の参照ビームのうち第１の参照ビームのみに基づいて減衰係数を算出するか、または、減衰係数を１として算出することが望ましい。
　ここで、上述のように制御部８０と乗算回路７１～７３を設ければ、対象ラインの「深さ」に応じて減衰係数の算出に用いられる整相加算信号の数を調整することが可能となる。具体的には、例えば、対象ラインの深さが深い場合にはより多くの整相加算信号を用いてビームフォーマ信号を生成する制御が可能になる。
　なお、深さが閾値以上であるか否かに基づいて減衰係数の算出方法を切り替えられてもよい。
　この場合、制御部８０と乗算回路７１～７３とが減衰係数算出部５０の一機能として実現されるとすれば、減衰係数算出部５０は、対象ラインの深さが第１の閾値以上である場合には、第１の参照ビームと第２の参照ビームとの両方に基づいて減衰係数を算出する。また、減衰係数算出部５０は、対象ラインの深さが第１の閾値未満であってなおかつ第１の閾値よりも小さい第２の閾値以上である場合には、第１の参照ビームおよび第２の参照ビームのうち第１の参照ビームのみに基づいて減衰係数を算出する。さらに、減衰係数算出部５０は、対象ラインの深さが第２の閾値未満である場合には、減衰係数を１として算出する。
　以上説明したように、実施の形態２に係るビームフォーマ部５０５ｃによれば、対象ラインの位置や深さに応じて減衰係数の算出方法を適応的に切り替えることが可能となる。
　（その他の実施の形態）
　なお、本発明を上記実施の形態に基づいて説明してきたが、本発明は、上記の実施の形態に限定されない。以下のような場合も本発明に含まれる。
　上記の実施の形態では、整相加算部１０は、フレームごとに３つの整相加算信号を生成し、減衰係数算出部５０は、５つの整相加算信号を利用して減衰係数を算出した。しかしながら、例えば、整相加算部１０は、フレームごとに５つの整相加算信号を生成し、減衰係数算出部５０は、７つの整相加算信号を利用して減衰係数を算出してもよい。すなわち、整相加算部１０がフレームごとに２ｋ＋１（ｋは自然数、すなわち１以上の整数）個の整相加算信号を生成し、減衰係数算出部５０が２ｋ＋３の整相加算信号を利用して減衰係数を算出する構成であれば本発明の適用が可能である。
　なお、上記各実施の形態において、各構成要素は、専用のハードウェアで構成されるか、各構成要素に適したソフトウェアプログラムを実行することによって実現されてもよい。各構成要素は、ＣＰＵまたはプロセッサなどのプログラム実行部が、ハードディスクまたは半導体メモリなどの記録媒体に記録されたソフトウェアプログラムを読み出して実行することによって実現されてもよい。ここで、上記各実施の形態の超音波診断装置（ビームフォーマ）などを実現するソフトウェアは、次のようなプログラムである。
　すなわち、このプログラムは、コンピュータに、複数の受信素子が被検体から反射してくる超音波信号を受信し生成したエコー信号から、超音波画像を描画するための複数のラインそれぞれのビームフォーマ信号を生成するビームフォーミング方法であって、フレームごとに、（ｉ）前記複数のラインのうちの１本のラインを、一定方向に決められた並び順に、当該フレームの対象ラインとして決定するとともに、前記対象ラインを真ん中のラインとして連続して並ぶ２ｋ＋１（ｋは自然数）本のラインを選択し、（ｉｉ）前記エコー信号を整相加算することによって、前記対象ラインの整相加算信号である第１の整相加算信号と、選択した２ｋ＋１本のラインのうち前記対象ライン以外のラインそれぞれの整相加算信号である第２の整相加算信号とを算出する整相加算ステップと、第Ｎフレームにおいて算出された、前記第１の整相加算信号および前記第２の整相加算信号から第１の参照ビームを生成する第１の参照ビーム生成ステップと、（ｉ）前記第Ｎフレームよりも１フレーム前のフレームである第Ｎ－１フレームにおいて算出された前記第２の整相加算信号のうち前記並び順の順番が最も小さいラインの前記第２の整相加算信号と、（ｉｉ）前記第Ｎフレームにおいて算出された前記第１の整相加算信号と、（ｉｉｉ）前記第Ｎフレームよりも１フレーム後のフレームである第Ｎ＋１フレームにおいて算出された前記第２の整相加算信号のうち前記並び順の順番が最も大きいラインの前記第２の整相加算信号と、から第２の参照ビームを生成する第２の参照ビーム生成ステップと、前記第１の参照ビームと前記第２の参照ビームとに基づいて、前記第Ｎフレームにおいて算出された前記第１の整相加算信号を狭角度化するための係数である減衰係数を算出する減衰係数算出ステップと、前記減衰係数を、前記第Ｎフレームにおいて算出された前記第１の整相加算信号に乗ずることによって、前記第Ｎフレームにおける対象ラインのビームフォーマ信号を生成して出力するビームフォーマ生成ステップとを含むビームフォーミング方法を実行させる。
　以上、一つまたは複数の態様に係る超音波診断装置（ビームフォーマ）について、実施の形態に基づいて説明したが、本発明は、この実施の形態に限定されるものではない。本発明の趣旨を逸脱しない限り、当業者が思いつく各種変形を本実施の形態に施したものや、異なる実施の形態における構成要素を組み合わせて構築される形態も、一つまたは複数の態様の範囲内に含まれてもよい。
　本発明は、多数の整相加算信号を利用して分解能の高いビームフォーミングを行い超音波画像の画質を向上させることができる超音波診断装置として有用である。
　１０、１０ａ、１０ｂ　整相加算部
　１１～１３、１１ａ～１３ａ、１１ｂ～１５ｂ　整相加算回路
　２１　第１の参照ビーム生成部
　２２　第２の参照ビーム生成部
　２１ａ、２１ｂ　参照ビーム生成部
　３０　参照ビームバッファ
　４１、４２　入力データ遅延バッファ
　５０、５０ａ、５０ｂ　減衰係数算出部
　６０、６０ａ、６０ｂ　ビームフォーマ生成部
　７１～７３　乗算回路
　８０　制御部
　１００　超音波診断装置
　２０１　受信素子
　２０２　遅延部
　２０３　加算部
　２０４　被検体
　４０１～４０５　整相加算信号
　５０１　プローブ部
　５０２　Ｔ／Ｒスイッチ部
　５０３　パルサー部
　５０４　ＡＦＥ部
　５０５、５０５ａ、５０５ｂ、５０５ｃ　ビームフォーマ部（ビームフォーマ）
　５０６　画像化部
　５０７　表示部
　５０８　操作部

Claims (12)

  1. 　超音波診断装置であって、
    　複数の受信素子が被検体から反射してくる超音波信号を受信し生成したエコー信号から、超音波画像を描画するための複数のラインそれぞれのビームフォーマ信号を生成するビームフォーマを備え、
    　前記ビームフォーマは、
    　フレームごとに、（ｉ）前記複数のラインのうちの１本のラインを、一定方向に決められた並び順に、当該フレームの対象ラインとして決定するとともに、前記対象ラインを真ん中のラインとして連続して並ぶ２ｋ＋１（ｋは自然数）本のラインを選択し、（ｉｉ）前記エコー信号を整相加算することによって、前記対象ラインの整相加算信号である第１の整相加算信号と、選択した２ｋ＋１本のラインのうち前記対象ライン以外のラインそれぞれの整相加算信号である第２の整相加算信号とを算出する整相加算部と、
    　第Ｎフレームにおいて算出された、前記第１の整相加算信号および前記第２の整相加算信号から第１の参照ビームを生成する第１の参照ビーム生成部と、
    　（ｉ）前記第Ｎフレームよりも１フレーム前のフレームである第Ｎ－１フレームにおいて算出された前記第２の整相加算信号のうち前記並び順の順番が最も小さいラインの前記第２の整相加算信号と、（ｉｉ）前記第Ｎフレームにおいて算出された前記第１の整相加算信号と、（ｉｉｉ）前記第Ｎフレームよりも１フレーム後のフレームである第Ｎ＋１フレームにおいて算出された前記第２の整相加算信号のうち前記並び順の順番が最も大きいラインの前記第２の整相加算信号と、から第２の参照ビームを生成する第２の参照ビーム生成部と、
    　前記第１の参照ビームと前記第２の参照ビームとに基づいて、前記第Ｎフレームにおいて算出された前記第１の整相加算信号を狭角度化するための係数である減衰係数を算出する減衰係数算出部と、
    　前記減衰係数を、前記第Ｎフレームにおいて算出された前記第１の整相加算信号に乗ずることによって、前記第Ｎフレームにおける対象ラインのビームフォーマ信号を生成して出力するビームフォーマ生成部とを備える
    　超音波診断装置。
  2. 　前記整相加算部は、フレームごとに、前記対象ラインを真ん中のラインとして連続して並ぶ３本のラインを選択し、前記第１の整相加算信号と、前記対象ラインに隣接する２つのラインそれぞれの整相加算信号である前記第２の整相加算信号とを算出し、
    　前記第１の参照ビーム生成部は、前記第Ｎフレームにおいて算出された、前記第１の整相加算信号および２つの前記第２の整相加算信号から前記第１の参照ビームを生成する
    　請求項１に記載の超音波診断装置。
  3. 　前記第Ｎフレームにおける対象ラインが前記複数のラインの一番端のラインである場合、または、前記第Ｎフレームにおける対象ラインが前記複数のラインの端から２番目のラインである場合、
    　前記ビームフォーマ生成部は、前記第Ｎフレームにおいて算出された前記第１の整相加算信号を、前記第Ｎフレームにおける対象ラインのビームフォーマ信号として出力する
    　請求項１または２に記載の超音波診断装置。
  4. 　前記第Ｎフレームにおける対象ラインが前記複数のラインの端から２番目のラインである場合、
    　前記減衰係数算出部は、前記第１の参照ビームおよび前記第２の参照ビームのうち前記第１の参照ビームのみに基づいて定められる前記減衰係数を算出し、
    　前記ビームフォーマ生成部は、前記第１の参照ビームのみに基づいて定められる減衰係数を、前記第Ｎフレームにおいて算出された前記第１の整相加算信号に乗ずることによって、前記第Ｎフレームにおける対象ラインのビームフォーマ信号を生成して出力する
    　請求項１～３のいずれか１項に記載の超音波診断装置。
  5. 　前記第１の参照ビーム生成部は、前記第Ｎフレームにおいて算出された２つの前記第２の整相加算信号の差を、前記第Ｎフレームにおいて算出された前記第１の整相加算信号に乗ずることによって、前記第１の参照ビームを生成し、
    　前記第２の参照ビーム生成部は、前記第Ｎ－１フレームにおいて算出された前記第２の整相加算信号のうち前記並び順の順番が最も小さいラインの前記第２の整相加算信号、および、前記第Ｎ＋１フレームにおいて算出された前記第２の整相加算信号のうち前記並び順の順番が最も大きいラインの前記第２の整相加算信号の差を、前記第Ｎフレームにおいて算出された前記第１の整相加算信号に乗ずることによって、前記第２の参照ビームを生成する
    　請求項２に記載の超音波診断装置。
  6. 　前記第１の参照ビーム生成部は、前記第Ｎフレームにおいて算出された２つの前記第２の整相加算信号の差と、前記第Ｎフレームにおいて算出された前記第１の整相加算信号と、所定の係数αとを乗ずることによって、前記第１の参照ビームを生成し、
    　前記第２の参照ビーム生成部は、前記第Ｎ－１フレームにおいて算出された前記第２の整相加算信号のうち前記並び順の順番が最も小さいラインの前記第２の整相加算信号、および、前記第Ｎ＋１フレームにおいて算出された前記第２の整相加算信号のうち前記並び順の順番が最も大きいラインの前記第２の整相加算信号の差と、前記第Ｎフレームにおいて算出された前記第１の整相加算信号と、所定の係数βとを乗ずることによって、前記第２の参照ビームを生成する
    　請求項２に記載の超音波診断装置。
  7. 　前記減衰係数算出部は、前記第Ｎフレームにおいて算出された前記第１の整相加算信号をＡ、前記第１の参照ビームをＣ、前記第２の参照ビームをＥとした場合に、前記減衰係数であるＧを以下の式によって算出する
    Figure JPOXMLDOC01-appb-M000007
     　請求項６に記載の超音波診断装置。
  8. 　前記減衰係数算出部は、前記複数の受信素子の位置から前記超音波信号の反射の起点となる位置までの距離に応じて、（ｉ）前記第１の参照ビームと前記第２の参照ビームとの両方に基づいて前記減衰係数を算出するか（ｉｉ）前記第１の参照ビームおよび前記第２の参照ビームのうち前記第１の参照ビームのみに基づいて前記減衰係数を算出するか（ｉｉｉ）前記減衰係数を１として算出するか、を切り替えて実行する
    　請求項１または２に記載の超音波診断装置。
  9. 　前記減衰係数算出部は、前記第Ｎフレームにおける対象ラインの前記並び順の順番に応じて、（ｉ）前記第１の参照ビームと前記第２の参照ビームとの両方に基づいて前記減衰係数を算出するか（ｉｉ）前記第１の参照ビームおよび前記第２の参照ビームのうち前記第１の参照ビームのみに基づいて前記減衰係数を算出するか（ｉｉｉ）前記減衰係数を１として算出するか、を切り替えて実行する
    　請求項１または２に記載の超音波診断装置。
  10. 　複数の受信素子が被検体から反射してくる超音波信号を受信し生成したエコー信号から、超音波画像を描画するための複数のラインそれぞれのビームフォーマ信号を生成するビームフォーミング方法であって、
    　フレームごとに、（ｉ）前記複数のラインのうちの１本のラインを、一定方向に決められた並び順に、当該フレームの対象ラインとして決定するとともに、前記対象ラインを真ん中のラインとして連続して並ぶ２ｋ＋１（ｋは自然数）本のラインを選択し、（ｉｉ）前記エコー信号を整相加算することによって、前記対象ラインの整相加算信号である第１の整相加算信号と、選択した２ｋ＋１本のラインのうち前記対象ライン以外のラインそれぞれの整相加算信号である第２の整相加算信号とを算出する整相加算ステップと、
    　第Ｎフレームにおいて算出された、前記第１の整相加算信号および前記第２の整相加算信号から第１の参照ビームを生成する第１の参照ビーム生成ステップと、
    　（ｉ）前記第Ｎフレームよりも１フレーム前のフレームである第Ｎ－１フレームにおいて算出された前記第２の整相加算信号のうち前記並び順の順番が最も小さいラインの前記第２の整相加算信号と、（ｉｉ）前記第Ｎフレームにおいて算出された前記第１の整相加算信号と、（ｉｉｉ）前記第Ｎフレームよりも１フレーム後のフレームである第Ｎ＋１フレームにおいて算出された前記第２の整相加算信号のうち前記並び順の順番が最も大きいラインの前記第２の整相加算信号と、から第２の参照ビームを生成する第２の参照ビーム生成ステップと、
    　前記第１の参照ビームと前記第２の参照ビームとに基づいて、前記第Ｎフレームにおいて算出された前記第１の整相加算信号を狭角度化するための係数である減衰係数を算出する減衰係数算出ステップと、
    　前記減衰係数を、前記第Ｎフレームにおいて算出された前記第１の整相加算信号に乗ずることによって、前記第Ｎフレームにおける対象ラインのビームフォーマ信号を生成して出力するビームフォーマ生成ステップとを含む
    　ビームフォーミング方法。
  11. 　請求項１０に記載のビームフォーミング方法をコンピュータに実行させるためのプログラム。
  12. 　複数の受信素子が被検体から反射してくる超音波信号を受信し生成したエコー信号から、超音波画像を描画するための複数のラインそれぞれのビームフォーマ信号を生成する集積回路であって、
    　フレームごとに、（ｉ）前記複数のラインのうちの１本のラインを、一定方向に決められた並び順に、当該フレームの対象ラインとして決定するとともに、前記対象ラインを真ん中のラインとして連続して並ぶ２ｋ＋１（ｋは自然数）本のラインを選択し、（ｉｉ）前記エコー信号を整相加算することによって、前記対象ラインの整相加算信号である第１の整相加算信号と、選択した２ｋ＋１本のラインのうち前記対象ライン以外のラインそれぞれの整相加算信号である第２の整相加算信号とを算出する整相加算部と、
    　第Ｎフレームにおいて算出された、前記第１の整相加算信号および前記第２の整相加算信号から第１の参照ビームを生成する第１の参照ビーム生成部と、
    　（ｉ）前記第Ｎフレームよりも１フレーム前のフレームである第Ｎ－１フレームにおいて算出された前記第２の整相加算信号のうち前記並び順の順番が最も小さいラインの前記第２の整相加算信号と、（ｉｉ）前記第Ｎフレームにおいて算出された前記第１の整相加算信号と、（ｉｉｉ）前記第Ｎフレームよりも１フレーム後のフレームである第Ｎ＋１フレームにおいて算出された前記第２の整相加算信号のうち前記並び順の順番が最も大きいラインの前記第２の整相加算信号と、から第２の参照ビームを生成する第２の参照ビーム生成部と、
    　前記第１の参照ビームと前記第２の参照ビームとに基づいて、前記第Ｎフレームにおいて算出された前記第１の整相加算信号を狭角度化するための係数である減衰係数を算出する減衰係数算出部と、
    　前記減衰係数を、前記第Ｎフレームにおいて算出された前記第１の整相加算信号に乗ずることによって、前記第Ｎフレームにおける対象ラインのビームフォーマ信号を生成して出力するビームフォーマ生成部とを備える
    　集積回路。
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* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP6406019B2 (ja) * 2015-01-09 2018-10-17 コニカミノルタ株式会社 超音波信号処理装置、及び超音波診断装置
US11266377B2 (en) * 2016-05-17 2022-03-08 Canon Medical Systems Corporation Support apparatus and support method
KR102123072B1 (ko) 2019-01-29 2020-06-16 제주대학교 산학협력단 수동 공동 영상을 표시하는 방법 및 장치

Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH10127635A (ja) * 1996-11-06 1998-05-19 Aloka Co Ltd 超音波診断装置
JP2008526291A (ja) * 2004-12-30 2008-07-24 クリスタルビュー メディカル イメージング リミテッド 超音波画像化システムのクラッター抑制本出願は、２００４年１２月３０日に出願された米国仮特許出願Ｎｏ．６０／６４０，３６８に基づき優先権の利益を主張する。本出願は、２００４年１月７日に出願した米国仮特許出願Ｎｏ．６０／５３４，３９０に関連し、明細はここに参照のため組み込まれている。
JP2009506683A (ja) * 2005-08-26 2009-02-12 ステップ・コミュニケーションズ・コーポレーション 強調された位相差値を使用して雑音弁別を改良するための方法および装置
US20090141957A1 (en) * 2007-10-31 2009-06-04 University Of Southern California Sidelobe suppression in ultrasound imaging using dual apodization with cross-correlation
WO2011057252A1 (en) * 2009-11-09 2011-05-12 Sonosite, Inc. Systems and methods for beam enhancement

Family Cites Families (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US9451932B2 (en) 2004-12-30 2016-09-27 Crystalview Medical Imaging Limited Clutter suppression in ultrasonic imaging systems
US8490489B2 (en) 2006-11-10 2013-07-23 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Transducer array imaging system

Patent Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH10127635A (ja) * 1996-11-06 1998-05-19 Aloka Co Ltd 超音波診断装置
JP2008526291A (ja) * 2004-12-30 2008-07-24 クリスタルビュー メディカル イメージング リミテッド 超音波画像化システムのクラッター抑制本出願は、２００４年１２月３０日に出願された米国仮特許出願Ｎｏ．６０／６４０，３６８に基づき優先権の利益を主張する。本出願は、２００４年１月７日に出願した米国仮特許出願Ｎｏ．６０／５３４，３９０に関連し、明細はここに参照のため組み込まれている。
JP2009506683A (ja) * 2005-08-26 2009-02-12 ステップ・コミュニケーションズ・コーポレーション 強調された位相差値を使用して雑音弁別を改良するための方法および装置
US20090141957A1 (en) * 2007-10-31 2009-06-04 University Of Southern California Sidelobe suppression in ultrasound imaging using dual apodization with cross-correlation
WO2011057252A1 (en) * 2009-11-09 2011-05-12 Sonosite, Inc. Systems and methods for beam enhancement

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