(57)【要約】【課題】ノイズの低減と分解能の向上を高いレベルで両立させた超音波診断装置を提供する。【解決手段】相関演算部５３で算出された、各点の自己相関ベクトルの実部および虚部の各々のデータ、並びに、各点のパワーのデータについて、各点のデータと各点の周囲の点のデータとを用いた重み付け処理であって、かつ、各点のパワーの変数として定義されパワーが大きいほど各点のデータの重みが大きく各点の周囲の点のデータの重みを小さくした重みを用いた重み付け平均化処理を実行する平滑化処理部８３を備えた。【選択図】図５
2018171176.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
被検体内に超音波を送波し各々が被検体内に延び二次元的に配列された複数本の走査線の各々に沿う向きの反射超音波を受波して該各々の走査線上に並ぶ離散的な各点の受信データを得、該受信データに基づいて該被検体内の血流に関する二次元分布情報を抽出して表示する超音波診断装置において、
前記複数本の走査線上の離散的な各点の血流の、自己相関ベクトルを表わすデータおよびパワーを表わすデータを算出する相関演算部と、
前記相関演算部で算出された、前記各点の自己相関ベクトルの実部および虚部の各々のデータ、並びに、該各点のパワーのデータについて平滑化処理を行なう平滑化処理部と、
前記平滑化処理部による平滑化処理後のデータに基づいて、前記各点の血流の、速度を表わすデータおよび速度分散を表わすデータを算出する速度／分散演算部と、
前記速度／分散演算部で算出された血流の速度を表わすデータおよび速度分散を表わすデータ、並びに、前記平滑化処理部での平滑化処理後のパワーを表わすデータの中から選択された今回の表示対象のデータについて表示用の画素データに変換するデジタルスキャンコンバータと、
前記デジタルスキャンコンバータでの変換後の画素データに基づく画像を表示する表示部とを備え、
前記平滑化処理部が、前記相関演算部で算出された、前記各点の自己相関ベクトルの実部および虚部の各々のデータ、並びに、該各点のパワーのデータについて、該各点のデータと該各点の周囲の点のデータとを用いた重み付け処理であって、かつ、該各点のパワーの変数として定義されパワーが大きいほど該各点のデータの重みが大きく該各点の周囲の点のデータの重みを小さくした重みを用いた重み付け平均化処理を実行するものであることを特徴とする超音波診断装置。
【請求項２】
前記デジタルスキャンコンバータでの変換後の画素データについて平滑化処理を行なう第２の平滑化処理部を備え、前記表示部が、該第２の平滑化処理部での平滑化後の画素データに基づく画像を表示するものであって、
前記第２の平滑化処理部が、前記デジタルスキャンコンバータでの変換後の各画素の画素データについて、該各画素の画素データと該各画素の周囲の画素の画素データとを用いた重み付け処理であって、かつ、該各画素のパワーの変数として定義されパワーが大きいほど該各画素の画素データの重みが大きく該各画素の周囲の画素のデータの重みを小さくした重みを用いた重み付け平均化処理を実行するものであることを特徴とする請求項１に記載の超音波診断装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、被検体、特に人体内に超音波を送波し反射超音波を受波して受信データを得、その受信データに基づいて被検体内の情報を表わす画像を表示する超音波診断装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
上記の超音波診断装置において、被検体内の血流に関する二次元分布情報を表示する、カラーフローマッピング（ＣＦＭ）と称される技術が知られ、診断等の分野で広く利用されている。例えば、特許文献１には、ＣＦＭにおいて、平滑化処理を施すことが開示されている。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００３】
【特許文献１】特開２０１４−０１４５１８号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００４】
近年、ＣＦＭを使った診断の分野が広がりつつあり、更なる高画質化が求められている。すなわち、細い血管についても高分解能で表示し、血管内の血流の分布についても高分解能で識別できる画像を表示することが求められている。
【０００５】
ここで、反射超音波の受波により得られる受信データには、被検体内での超音波の干渉等に起因するかなり強いノイズが含まれており、平滑化処理を行なってノイズを低減させることが必須である。ただし、強い平滑化処理を行なうとノイズは目立たなくなるものの分解能が低下して高画質化の要求を満足することができず、一方、平滑化処理が弱いとノイズの多い画像となって、この場合も高画質化の要求を満足することができないという問題がある。
【０００６】
本発明は、この問題に鑑み、ノイズの低減と分解能の向上を高いレベルで両立させた超音波診断装置を提供することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【０００７】
上記目的を達成する本発明の超音波診断装置は、被検体内に超音波を送波し各々が被検体内に延び二次元的に配列された複数本の走査線の各々に沿う向きの反射超音波を受波して各々の走査線上に並ぶ離散的な各点の受信データを得、その受信データに基づいて被検体内の血流に関する二次元分布情報を抽出して表示する超音波診断装置であって、
複数本の走査線上の離散的な各点の血流の、自己相関ベクトルを表わすデータおよびパワーを表わすデータを算出する相関演算部と、
相関演算部で算出された、各点の自己相関ベクトルの実部および虚部の各々のデータ、並びに、各点のパワーのデータについて平滑化処理を行なう平滑化処理部と、
平滑化処理部による平滑化処理後のデータに基づいて、各点の血流の、速度を表わすデータおよび速度分散を表わすデータを算出する速度／分散演算部と、
速度／分散演算部で算出された血流の速度を表わすデータおよび速度分散を表わすデータ、並びに、平滑化処理部での平滑化処理後のパワーを表わすデータの中から選択された今回の表示対象のデータについて表示用の画素データに変換するデジタルスキャンコンバータと、
デジタルスキャンコンバータでの変換後の画素データに基づく画像を表示する表示部とを備え、
上記平滑化処理部が、相関演算部で算出された、各点の自己相関ベクトルの実部および虚部の各々のデータ、並びに、各点のパワーのデータについて、各点のデータと各点の周囲の点のデータとを用いた重み付け処理であって、かつ、各点のパワーの変数として定義されパワーが大きいほど各点のデータの重みが大きく各点の周囲の点のデータの重みを小さくした重みを用いた重み付け平均化処理を実行するものであることを特徴とする。
【０００８】
パワーが大きいときは、信号レベルが高くノイズが相対的に小さい受信データを得ることができる。本発明は、この点に着目して完成したものである。すなわち、本発明は、パワーが大きい点ほどその点のデータの重みが大きくその点の周囲の点のデータの重みを小さくした重みを用いた重み付け平均化処理を実行する平滑化処理部を備えたため、ノイズの低減と分解能の向上を高いレベルで両立させた高画質のＣＦＭ画像が生成、表示される。
【０００９】
ここで、本発明の超音波診断装置において、
デジタルスキャンコンバータでの変換後の画素データについて平滑化処理を行なう第２の平滑化処理部を備え、上記表示部が、その第２の平滑化処理部での平滑化後の画素データに基づく画像を表示するものであって、
上記第２の平滑化処理部が、デジタルスキャンコンバータでの変換後の各画素の画素データについて、各画素の画素データと該各画素の周囲の画素の画素データとを用いた重み付け処理であって、かつ、各画素のパワーの変数として定義されパワーが大きいほど各画素の画素データの重みが大きく各画素の周囲の画素のデータの重みを小さくした重みを用いた重み付け平均化処理を実行するものであることが好ましい。
【００１０】
この第２の平滑化処理部を備えると、さらに高画質のＣＦＭ画像を生成、表示することができる。
【発明の効果】
【００１１】
本発明によれば、パワーに応じた重みで重み付け平均化処理を実行することによって、ノイズの低減と分解能の向上を高いレベルで両立させた高画質のＣＦＭ画像が生成、表示される。
【図面の簡単な説明】
【００１２】
【図１】超音波診断装置の構成を示したブロック図である。
【図２】平滑化処理部を明示した、比較例としての超音波診断装置のブロック図である。
【図３】相関演算部から出力された自己相関ベクトル（ＤＥＮＯ，ＮＵＭＥ）とパワー（ＰＯＷＥＲ）のデータ配列を示した模式図である。
【図４】デジタルスキャンコンバータから出力される表示データのデータ配列を示した図である。
【図５】本発明の第１実施形態の超音波診断装置の構成を示したブロック図である。
【図６】平滑化係数ＫＤ，ＫＬの、パワー（ＰＯＷＥＲ）を変数とした関数形の一例を示した図である。
【図７】本発明の第２実施形態の超音波診断装置の構成を示したブロック図である。
【図８】平滑化係数ＫＶの、パワー（ＰＯＷＥＲ）を変数とした関数形に一例を示した図である。
【発明を実施するための形態】
【００１３】
以下、本発明の実施の形態および比較例について説明する。
【００１４】
図１は、超音波診断装置の構成を示したブロック図である。このブロック図に示す範囲では、本発明の実施形態も比較例も共通である。
【００１５】
この超音波診断装置１００には、超音波探触子１０が備えられている。この超音波探触子１０は、人体の体表に宛がわれ送信回路２０からの送信信号に応じて人体内に超音波を送波し、反射超音波を受波する。この超音波探触子１０での受波により得られた電気信号は受信回路３０で増幅されて受信信号が生成される。
【００１６】
超音波探触子１０からは、人体内に延びる複数本の走査線１１それぞれに沿う向きに超音波が送波される。これら複数の走査線１１は、人体内の深さ方向に向かって扇状に広がっている。超音波は人体内を進行するのに時間を要し、受信回路３０で得られる受信信号は、各走査線１１の深さ方向の情報が時間軸方向に並んだ信号である。
【００１７】
受信回路２０から出力された受信信号は、Ｂモード処理部４０とＣＦＭ処理部５０とに入力される。ただし、Ｂモード処理部４０での処理の対象となる受信信号は、例えば、超音波の送波、受波を各走査線１１について順次に１回ずつ行ない、それを何度も繰り返すという走査方法で得た受信信号であり、ＣＦＭ処理部５０での処理の対象となる受信信号は、例えば、超音波の送波、受波を同じ走査線１１について複数回（Ｎ回）連続的に行ない、その複数回の送波、受波を終えてから次の走査線１１に沿う送波、受波に移るという走査方法で得た受信信号である。この走査方法の相違等は、広く知られた技術であり、ここでの詳細説明は省略する。
【００１８】
Ｂモード処理部４０では、受信回路３０から入力されてきた受信信号を基にして、人体内における超音波の反射強度分布を表わしたＢモード画像を生成するＢモード処理が行われる。このＢモード処理も広く知られた技術であり、ここで説明する実施形態の特徴部分でもないため、これ以上の説明は割愛する。
【００１９】
ＣＦＭ処理部５０では、受信回路３０から入力されてきた受信信号を基にして、人体内の各点の血流の速度、速度分散、パワーを算出するＣＦＭ処理が行われる。このＣＦＭ処理も広く知られた技術であるが、以下の実施形態の説明に不可欠な要素なので、この後、その概要を説明する。
【００２０】
Ｂモード処理部４０で得られたＢモードデータおよびＣＦＭ処理部５０で得られたＣＦＭデータ（血流の速度、速度分散、パワーを表わすデータ）は、デジタルスキャンコンバータ６０に入力される。Ｂモード処理部４０で得られたＢモードデータおよびＣＦＭ処理部５０で得られたＣＦＭデータは、各走査線１１に沿う、人体内の深さ方向についてのデータ配列を有するデータである。デジタルスキャンコンバータ６０は、これらのＢモードデータやＣＦＭデータを表示部７０での画像表示に適した配列の表示データに変換する役割を担っている。表示部７０には、このデジタルスキャンコンバータ６０で得られた表示データに基づく画像が表示される。
【００２１】
次に、ＣＦＭ処理部５０について説明する。
【００２２】
受信回路３０で生成された受信信号は、ＣＦＭ処理部５０に入力されると、そのＣＦＭ処理部５０を構成する直交検波部５１に入力されて直交検波が行われ、さらにＭＴＩフィルタ５２に入力されて血流についての信号成分が抽出される。このＭＴＩフィルタ５２から出力された信号は、相関演算部５３に入力される。
【００２３】
この相関演算部５３では、ＭＴＩフィルタ５２からの出力数（超音波の送波、受波を同じ走査線１１について連続的に行なった数）をＮとしたとき、
【００２４】
【数１】
2018171176.tif 000003
に基づいて、人体内の各点の自己相関ベクトル（ＤＥＮＯ，ＮＵＭＥ）と、各点のパワー（ＰＯＷＥＲ）が算出される。
【００２５】
さらに、速度／分散演算部５４では、相関演算部５３で算出された自己相関ベクトル（ＤＥＮＯ，ＮＵＭＥ）とパワー（ＰＯＷＥＲ）を使って、
【００２６】
【数２】
2018171176.tif 000004
により、人体内の各点の血流速度とその速度分散が算出される。
【００２７】
さらに、データ選択・ブランク処理部５５では、操作者の操作に基づいて、今回表示部に、血流速度、速度分散、パワーのうちのどれを表示するかが選択されるとともに、パワーがごく小さく、ほとんどノイズとみられる領域について画像を表示させないようにするブランク処理が行われる。
【００２８】
データ選択・ブランク処理部５５からの出力データは、デジタルスキャンコンバータ６０を経由して表示部７０に入力され、表示部７０に画像として表示される。
【００２９】
この図１に示したブロック図は、超音波診断装置１００の全体構成についての説明用であり、ここでは、平滑化処理については省かれている。そこで、次に、平滑化処理を実行するブロックを明示した図を示し、その平滑化処理について説明する。以下では先ず、比較例について説明し、その説明を踏まえて、本発明の実施形態の平滑化処理について説明する。
【００３０】
図２は、平滑化処理部を明示した、比較例としての超音波診断装置のブロック図である。ただし、ここでは、図１に示した超音波探触子１０、送信回路２０、受信回路３０、Ｂモード処理部４０、並びに、ＣＦＭ処理部５０の直交検波部５１およびＭＴＩフィルタ５２については図示を省略し、ＣＦＭ処理部５０の相関演算部５３以降の構成部分、デジタルスキャンコンバータ６０、および表示部７０のみを示している。
【００３１】
この図２には、相関演算部５３と速度／分散演算部５４との間に平滑化処理部８１が示されており、また、デジタルスキャンコンバータ６０と表示部７０との間にもう１つの平滑化処理部８２が示されている。
【００３２】
図３は、相関演算部から出力された自己相関ベクトル（ＤＥＮＯ，ＮＵＭＥ）とパワー（ＰＯＷＥＲ）のデータ配列を示した模式図である。
【００３３】
相関演算部５３からの出力データは、各走査線１１（図１参照）ごとに深さ方向に並ぶデータ配列となっている。また、各走査線１１は、人体内の深い位置ほど互いに広がり、全体として扇状を成している。
【００３４】
ここでは、方位方向（走査線１１が並ぶ方向）をｍ、深さ方向をｎとし、ここに示す３本の走査線１１＿ｍ−１，１１＿ｍ，１１＿ｍ＋１のうちの中央の走査線１１＿ｍ上の、深さｎの点を着目点とし、その着目点（ｍ，ｎ）についての平滑化処理について説明する。
【００３５】
ここでは、平滑化前のデータを、平滑化後のデータを、それぞれ、
【００３６】
【数３】
2018171176.tif 000005
で表わすものとする。
【００３７】
図２に示した比較例としての超音波診断装置１００Ａの平滑化処理部８１では、平滑化係数ＫＤ，ＫＬを、
【００３８】
【数４】
2018171176.tif 000006
としたとき、深さ方向について、
【００３９】
【数５】
2018171176.tif 000007
に従って平滑化処理が行われる。
【００４０】
また、この平滑化処理部８１では、方位方向については、
【００４１】
【数６】
2018171176.tif 000008
に従って平滑化処理が行われる。
【００４２】
これら、深さ方向についての（５）式に従う平滑化処理と、方位方向についての（６）式に従う平滑化処理は、血管が延びる方向あるいは血流の向きに応じていずれか一方が選択される。あるいは、深さ方向について平滑化演算を行い、その深さ方向についての平滑化演算後のデータを使って方位方向について平滑化演算を行うなど、深さ方向と方位方向との双方の方向について平滑化処理を行なうこともある。
【００４３】
図４は、デジタルスキャンコンバータから出力される表示データのデータ配列を示した図である。
【００４４】
デジタルスキャンコンバータ６０から出力される表示データは、表示部７０での表示に合わせて、２次元的に等間隔に並んだデータ配列となっている。
【００４５】
ここでは、デジタルスキャンコンバータ６０から出力された平滑化前のデータ、および平滑化処理部８２により平滑化された後のデータを、
【００４６】
【数７】
2018171176.tif 000009
と表現する。これらのデータＤＣＦＭ（ｘ，ｙ）、ＤＣＦＭｓｍ（ｘ，ｙ）は、その点（ｘ，ｙ）の、血流速度、速度分散、および血流パワーを代表する標記である。
【００４７】
このとき、図２に示す比較例としての超音波診断装置１００Ａの平滑化処理部８２では、平滑化係数ＫＶを、
【００４８】
【数８】
2018171176.tif 000010
として、
【００４９】
【数９】
2018171176.tif 000011
に従う平滑化処理が行われる。
【００５０】
ここで、図２に示す比較例としての超音波診断装置１００Ａの平滑化処理部８１，８２における（５）式、（６）式、（９）式に従う平滑化処理に用いている平滑化係数ＫＤ，ＫＬ，ＫＶは、（４）式、（８）式に示す通り、いずれもパワーとは無関係の係数である。すなわち、図２に示す比較例としての超音波診断装置１００Ａの平滑化処理部８１，８２では、パワーが大きく相対的にノイズが小さい点であっても、パワーが小さく相対的にノイズが大きい点であっても、同一の平滑化処理がおこなわれる。このため、パワーが大きく相対的にノイズが小さい点では、もっと高分解能の画像が得られるところ、必要以上に分解能が下がり、一方、パワーが小さく相対的にノイズが大きい点では、平滑化後の残存ノイズが多く、その残存ノイズに起因する画質低下が生じるおそれがある。
【００５１】
この点を踏まえ、以下、本発明の実施形態の説明に移る。
【００５２】
図５は、本発明の第１実施形態の超音波診断装置の構成を示したブロック図である。ただし、ここでは、図２に示した比較例と同様、図１に示した超音波探触子１０、送信回路２０、受信回路３０、Ｂモード処理部４０、並びに、ＣＦＭ処理部５０の直交検波部５１およびＭＴＩフィルタ５２については図示を省略し、ＣＦＭ処理部５０の相関演算部５３以降の構成部分、デジタルスキャンコンバータ６０、および表示部７０のみを示している。
【００５３】
この図５に示す第１実施形態としての超音波診断装置１００Ｂの相関演算部５３の後段には、図２に示した比較例としての超音波診断装置１００Ａに備えられている平滑化処理部８１に代わり、その平滑化処理部８１とは異なる平滑化処理を行なう平滑化処理部８３が備えられている。この図５に示した超音波診断装置１００Ｂの、この平滑化処理部８３以外の要素は、デジタルスキャンコンバータ６０の後段に配置されている平滑化処理部８２を含め、図２に示した比較例としての超音波診断装置１００Ａの構成要素と同一である。そこで、この図５に示した超音波診断装置１００Ｂの説明にあたり、以下では、比較例と相違する平滑化処理部８３における平滑化処理についてのみ説明する。
【００５４】
この平滑化処理部８３は、相関演算部５３で算出された各点のパワー（ＰＯＷＥＲ）に応じて重み付けの係数を制御し、その制御された係数を使った重み付け平均化演算による平滑化処理が実行される。具体的には、上述の（４）式の平滑化係数ＫＤ，ＫＬに代わり、ここでは、パワー（ＰＯＷＥＲ）に応じて変化する平滑化係数
【００５５】
【数１０】
2018171176.tif 000012
が採用される。
【００５６】
図６は、平滑化係数ＫＤ，ＫＬの、パワー（ＰＯＷＥＲ）を変数とした関数形の一例を示した図である。横軸はパワー（ＰＯＷＥＲ）、縦軸は、平滑化係数ＫＤ（図６（Ａ））あるいは平滑化係数ＫＬ（図６（Ｂ））である。
【００５７】
ここでは、この図６に示すように、パワー（ＰＯＷＥＲ）が小さいと大きな値、そしてパワー（ＰＯＷＥＲ）が大きくなるほど小さな値に変化する平滑化係数ＫＤ，ＫＬが採用される。
【００５８】
そして、図５に示す平滑化処理部８３では、図２に示す比較例としての平滑化処理部８１における深さ方向の平滑化演算である前述の（５）式に代わり、
【００５９】
【数１１】
2018171176.tif 000013
の演算式が採用され、図２に示す比較例としての平滑化処理部８１における方位方向の平滑化演算である前述の（６）式に代わり、
【００６０】
【数１２】
2018171176.tif 000014
の演算式が採用される。
【００６１】
（１１）式、（１２）式は、パワー（ＰＯＷＥＲ）が大きい点については、その点自身の重みが大きく、かつ、周囲の点の重みが小さい重み付け平均演算を行い、パワー（ＰＯＷＥＲ）が小さい点については、その点自身の重みを下げ、かつ、周囲の点の重みを上げた重み付け平均演算を行うことを表わしている。こうすることにより、（５）式、（６）式を採用した比較例と比べ、パワー（ＰＯＷＥＲ）が大きく相対的にノイズが小さい点では分解能が向上しパワー（ＰＯＷＥＲ）が小さく相対的にノイズが大きい点ではノイズが抑えられるという、各点ごとに最適な平滑化処理が行われることになる。すなわち、この第１実施形態の超音波診断装置１００Ｂによれば、ノイズの低減と分解能の向上を高いレベルで両立させた高画質の画像が表示される。
【００６２】
なお、図２に示す比較例の場合と同じく、深さ方向についての（１１）式に従う平滑化処理と、方位方向についての（１２）式に従う平滑化処理は、血管が延びる方向あるいは血流の向きに応じていずれか一方が選択される。あるいは、深さ方向について平滑化演算を行い、その深さ方向についての平滑化演算後のデータを使って方位方向について平滑化演算を行うなど、深さ方向と方位方向との双方の方向について平滑化処理を行なってもよい。
【００６３】
また、（１１）式と（１２）式との双方を使って深さ方向と方位方向との双方の方向について平滑化処理を行なっても、方位方向ｍと深さ方向ｎとの双方にずれた４点（図３に示す、点（ｍ−１，ｎ−１），点（ｍ＋１，ｎ―１），点（ｍ−１，ｎ＋１），点（ｍ＋１，ｎ＋１）の４点）は重み付け平均演算から外れることになる。そこで、方位方向ｍと深さ方向ｎとの双方の方向について平滑化演算を行うにあたっては、それらの４点も平滑化演算に加えてもよい。これら４点を平滑化演算に加えるにあたっては、それら４点に関する平滑化係数ＫＸとして、図６に示す、深さ方向についての平滑化係数ＫＤ（ＰＯＷＥＲ）や方位方向についての平滑化係数ＫＬ（ＰＯＷＥＲ）と同様な、新たな関数形を定義してもよく、あるいは、深さ方向についての平滑化係数ＫＤ（ＰＯＷＥＲ）と方位方向についての平滑化係数ＫＬ（ＰＯＷＥＲ）とを使って、例えば、
【００６４】
【数１３】
2018171176.tif 000015
のように算出してもよい。
【００６５】
図７は、本発明の第２実施形態の超音波診断装置の構成を示したブロック図である。ただし、ここでも、図２に示した比較例や図５に示した第１実施形態と同様、図１に示した超音波探触子１０、送信回路２０、受信回路３０、Ｂモード処理部４０、並びに、ＣＦＭ処理部５０の直交検波部５１およびＭＴＩフィルタ５２については図示を省略し、ＣＦＭ処理部５０の相関演算部５３以降の構成部分、デジタルスキャンコンバータ６０、および表示部７０のみを示している。
【００６６】
この図７に示す第２実施形態としての超音波診断装置１００Ｃのデジタルスキャンコンバータ６０の後段には、図２に示した比較例としての超音波診断装置１００Ａや図５に示した第１実施形態としての超音波診断装置１００Ｂに備えられている平滑化処理部８２に代わり、その平滑化処理部８２とは異なる平滑化処理を行なう平滑化処理部８４が備えられている。この図７に示した超音波診断装置１００Ｃの、この平滑化処理部８４以外の要素は、相関演算部５３の後段に配置されている平滑化処理部８２を含め、図５に示した第１実施形態としての超音波診断装置１００Ｂの構成要素と同一である。そこで、この図７に示した超音波診断装置１００Ｃの説明にあたり、以下では、第１実施形態と相違する平滑化処理部８４における平滑化処理についてのみ説明する。
【００６７】
この平滑化処理部８４は、デジタルスキャンコンバータ６０から出力された各画素のパワー（ＰＯＷＥＲ）
【００６８】
【数１４】
2018171176.tif 000016
に応じて重み付けの係数を制御し、その制御された係数を使っての重み付け平均化演算による平滑化処理が実行される。具体的には、上述の（８）式の平滑化係数ＫＶに代わり、ここでは、パワー（ＰＯＷＥＲ）に応じて変化する平滑化係数
【００６９】
【数１５】
2018171176.tif 000017
が採用される。
【００７０】
図８は、平滑化係数ＫＶの、パワー（ＰＯＷＥＲ）を変数とした関数形に一例を示した図である。横軸はパワー（ＰＯＷＥＲ）、縦軸は、平滑化係数ＫＶである。
【００７１】
図６に示す平滑化係数ＫＶ，ＫＬと同様、ここでも、この図８に示すように、パワー（ＰＯＷＥＲ）が小さいと大きな値、パワー（ＰＯＷＥＲ）が大きくなるほど小さな値に変化する平滑化係数ＫＶが採用される。
【００７２】
そして、図７に示す平滑化処理部８４では、図２に示す比較例および図５に示す第１実施形態の平滑化処理部８２における平滑化演算である前述の（９）式に代わり、
【００７３】
【数１６】
2018171176.tif 000018
の演算式が採用される。
【００７４】
（１５）式は、パワー（ＰＯＷＥＲ）が大きい画素については、その画素自身の重みが大きく、かつ、周囲の画素の重みが小さい重み付け平均演算を行い、パワー（ＰＯＷＥＲ）が小さい画素については、その画素自身の重みを下げ、かつ、周囲の画素の重みを上げた重み付け平均演算を行うことを表わしている。こうすることにより、（９）式を採用する第１実施形態と比べてもさらに、各画素ごとに最適な平滑化処理が行われることになる。
【００７５】
このように、この第２実施形態の超音波診断装置１００Ｃによれば、相関演算部５３から出力された、速度／分散演算部５４における速度や分散を算出する前のデータと、デジタルスキャンコンバータ６０から出力された表示データとの双方のデータについて、パワー（ＰＯＷＥＲ）を変数とする重みを採用した重み付け平均化演算による平滑化処理を実行している。このため、この第２実施形態の場合、相関演算部５３から出力されたデータについてのみ、パワー（ＰＯＷＥＲ）を変数とする重みを採用した重み付け平均化演算による平滑化処理を実行する第１実施形態と比べ、一層高画質の画像が表示される。
【００７６】
なお、第１実施形態および第２実施形態のいずれにおいても、平滑化処理は、着目点（図３に示す点（ｍ，ｎ））や着目画素（図４に示す画素（ｘ，ｙ））の周りの、その着目点や着目画素のすぐ隣に隣接する点（画素）のみを重み付け平均演算に用いたが、着目点（着目画素）からさらに離れた点（画素）についても重み付け平均演算に用いてもよい。
【符号の説明】
【００７７】
１０  超音波探触子
１１  走査線
２０  送信回路
３０  受信回路
４０  Ｂモード処理部
５０  ＣＦＭ処理部
５１  直交検波部
５２  ＭＴＩフィルタ
５３  相関演算部
５４  速度／分散演算部
５５  データ選択・ブランク処理部
６０  デジタルスキャンコンバータ
７０  表示部
８１，８２，８３，８４  平滑化処理部
１００，１００Ａ，１００Ｂ，１００Ｃ  超音波診断装置
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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