JP2005318921A - 超音波診断装置 - Google Patents

Abstract

【課題】本来有効なデータとノイズデータ等との分別を的確に行う。
【解決手段】２次元ローパスフィルタ２１２で算出された平均値Ｙは、第一の閾値判定を行うために判定部（１）２１６に与えられる。加算部２１４は、エンハンステーブル２０８から次々に出力されるパワーデータＸと、２次元ローパスフィルタ２１２で算出された平均値Ｙの符号反転値とを加算して、パワーデータＸとその平均値Ｙとの差分を求め、さらに、絶対値演算部２１８において差分の絶対値｜Ｘ−Ｙ｜が求められ、第二の閾値判定を行うために判定部（２）２２０に与えられる。論理和ゲート２２２は、「Ａ＝０」かつ「Ｂ＝０」ならば出力値Ｃとして「Ｃ＝０」を出力し、それ以外であれば「Ｃ＝１」を出力する。その結果、切替部２２４から、２次元ローパスフィルタ２１２の出力値Ｙのうち血流に相当する有効なデータのみが表示処理部へ出力される。
【選択図】図２

Description

本発明は超音波診断装置に関し、特に超音波画像の画質を向上させる技術に関する。

超音波を送受波して得られる血流のドプラ信号からパワー情報を取得して、血流に関するパワー表示を行う超音波診断装置が知られている。このパワー表示処理は、一般に、パワードプラあるいはカラーアンギオなどと呼ばれている（特許文献１参照）。

ドプラ信号処理では、一般に、超音波を送受波して得られたエコー信号（ＲＦ信号）を直交検波し、検波の結果得られるＩ信号およびＱ信号を利用して周波数解析が行われる。ところが、生体からの反射信号には、低周波でパワーの大きいクラッタ成分が混入している。パワー表示処理などにおいては、このクラッタ成分を十分に除去する必要があるため、例えば、周波数解析を行う前に直交検波後のＩ信号およびＱ信号からハイパスフィルタを利用するなどしてクラッタ成分を除去していた。

さらに、パワー表示処理などにおいては、画質を向上させるために各種フィルタなどを利用してノイズ除去が行われる。従来から、ローパスフィルタによる空間平滑化や時間平滑化を行い、平滑化されたデータに対して閾値処理などを施してノイズを除去する手法が知られている。

特開２０００−３４２５８５号公報 特開２０００−２６２５２０号公報 特開平７−３０８３１８号公報

ところが、ノイズ除去処理において、平滑化後に閾値処理を行うのみでは、本来有効なデータとノイズデータ等との的確な分別が困難であり、例えば、ノイズが除去されずに飛び地状の領域として画像に残留し、あるいは、対象組織画像の領域に黒抜けを生じさせるなど、画質の劣化に繋がりかねない。

そこで本発明は、本来有効なデータとノイズデータ等との分別を的確に行うことを目的とする。

上記目的を達成するために、本発明の好適な態様である超音波診断装置は、対象組織を含む空間内に超音波を送受波してエコーデータを取得する送受波部と、取得されたエコーデータから得られるデータ列に基づいて対象組織に関する組織情報を生成する信号処理部と、前記組織情報から超音波画像を形成する画像処理部と、を有し、前記信号処理部は、前記データ列の各データに対して平滑化処理を実行する平滑化処理部と、前記データ列の平滑化処理前データと平滑化処理後データとの差分を演算する差分演算部と、前記平滑化処理後データおよび前記差分に基づいて、前記データ列の各データが対象組織に対応するものか否かを判断する判定部と、を含む、ことを特徴とする。

上記構成において、対象組織に関する組織情報とは、例えば、対象組織から得られるエコーデータの振幅情報やエコーデータから得られるドプラ情報などである。そして、組織情報から形成される超音波画像とは、例えば、振幅情報から得られる断層画像、ドプラ情報から得られるカラードプラ画像、パワードプラ画像などである。

上記構成では、平滑化処理後データおよび差分に基づいてデータ列の各データが対象組織に対応するものか否かを判断するため、単に閾値判定による判断に比べて、より的確に対象組織のデータを認識できる。

また上記目的を達成するために、本発明の好適な態様である超音波診断装置は、血流を含む空間内に超音波を送受波してエコーデータを取得する送受波部と、取得されたエコーデータから得られるドプラ情報に基づいて、前記血流に関するパワー情報を含むパワーデータ列を生成する信号処理部と、前記パワーデータ列から血流のパワー表示画像を形成する画像処理部と、を有し、前記信号処理部は、前記パワーデータ列の各データに対して平滑化処理を実行する平滑化処理部と、前記パワーデータ列の平滑化処理前データと平滑化処理後データとの差分を演算する差分演算部と、前記平滑化処理後データおよび前記差分に基づいて、前記パワーデータ列の各データが血流に対応するものか否かを判断する判定部と、を含む、ことを特徴とする。

望ましくは、前記判定部は、前記平滑化処理後データが第一閾値以上又はそのデータに関する前記差分が第二閾値以上の場合にそのデータが血流に対応するデータであると判断する、ことを特徴とする。

また上記目的を達成するために、本発明の好適な態様である超音波診断装置は、血流を含む空間内に超音波を送受波してエコーデータを取得する送受波部と、取得されたエコーデータから得られるドプラ情報に基づいて、前記血流に関するパワー情報を含むパワーデータ列を生成する信号処理部と、前記パワーデータ列から血流のパワー表示画像を形成する画像処理部と、を有し、前記信号処理部は、前記パワーデータ列の各データに対して第一平滑化処理を施す第一平滑化処理部と、前記パワーデータ列の各データに対して第二平滑化処理を施す第二平滑化処理部と、前記パワーデータ列の平滑化処理前データと第二平滑化処理後データとの差分を演算する差分演算部と、前記第一平滑化処理後データおよび前記差分に基づいて、前記パワーデータ列の各データが血流に対応するものか否かを判断する判定部と、を含む、ことを特徴とする。

望ましくは、前記判定部は、前記第一平滑化処理後データが第一閾値以上又はそのデータに関する前記差分が第二閾値以上の場合にそのデータが血流に対応するデータであると判断する、ことを特徴とする。望ましくは、前記信号処理部は、前記ドプラ情報からクラッタ成分を除去するクラッタ除去部を含む、ことを特徴とする。

本発明により、本来有効なデータとノイズデータ等との分別を的確に行うことができ超音波画像の画質が向上する。

以下、本発明の好適な実施形態を図面に基づいて説明する。

図１には、本発明に係る超音波診断装置の好適な実施形態が示されており、図１はその全体構成図である。

プローブ１００は、生体１０１内に超音波を送波して、生体１０１内からエコーデータを取得する超音波探触子である。このプローブ１００は、複数の振動素子を有しており、各振動素子から出力される超音波パルスの送波タイミングなどが適宜制御され、電子走査方式による超音波ビームの走査が実現される。電子走査方式としては、例えばリニア走査やセクタ走査などが挙げられる。本実施形態に係る超音波診断装置は、血流のパワー（エコー値の大きさに依存）を計測するのに適しており、計測にあたっては、超音波ビームの走査によって形成される走査面が血流を含むように、プローブ１００の生体１０１表面への当接位置や当接姿勢が調整される。

送信ビームフォーマ１０２は、プローブ１００に対して送信信号を供給する。送信信号は、送信波形生成器１０４から出力される送信パルスを利用して、走査制御部１０６による電子走査制御に基づいて生成される。また、受信ビームフォーマ１０８は、プローブ１００から出力される各振動素子ごとのエコーデータに対して増幅や整相加算などの処理を行う。受信ビームフォーマ１０８の動作は走査制御部１０６によって制御される。

走査制御部１０６は、送信ビームの形成及び受信ビームの形成を行うための送受信制御を実行する。つまり、走査制御部１０６は、送信ビームフォーマ１０２および受信ビームフォーマ１０８を制御して超音波ビームをステアリングさせて送受波の走査面を形成する。その結果、受信ビームフォーマ１０８から、走査面内の各超音波ビームごとのエコーデータ（整相加算後のエコーデータ）が出力される。

組織断層エコー処理部１１０は、受信ビームフォーマ１０８から出力されるエコーデータに基づいて、いわゆるＢモード画像を形成する。Ｂモード画像の形成処理には周知の技術が利用され、各エコーデータに対してその振幅の大きさに応じた画素値が割り当てられＢモード画像が形成される。形成されたＢモード画像は表示処理部１１６へ出力される。

カラードプラ処理部１１２は、受信ビームフォーマ１０８から出力されるエコーデータに基づいて、いわゆるカラードプラ画像を形成する。カラードプラ画像の形成処理には周知の技術が利用される。つまり、血流に対応するエコーデータから血流の速度情報が抽出され、断層画像上において、血流内の各部ごとにその速度に対応した色付け処理が施されカラードプラ画像が形成される。形成されたカラードプラ画像は表示処理部１１６へ出力される。

パワードプラ処理部１１４は、受信ビームフォーマ１０８から出力されるエコーデータに基づいて、パワードプラ画像を形成する。パワードプラ画像とは、断層画像上において、血流内の各部ごとにそのパワー値に対応した色付け処理を施したものである。パワードプラ処理部１１４内で実行される処理については、後に図２から図４を利用して詳述する。形成されたパワードプラ画像は表示処理部１１６へ出力される。

表示処理部１１６は、例えばユーザ操作に基づいて、Ｂモード画像、カラードプラ画像およびパワードプラ画像のいずれかを表示画像として選択して表示器１１８へ表示させる。もちろん、ユーザの要求などに応じて、Ｂモード画像、カラードプラ画像およびパワードプラ画像の少なくとも二つの画像を同時表示させた表示画像を形成してもよい。

図２は、パワードプラ処理部（図１の符号１１４）の内部構成を示す図である。以下、図１に示した部分には図１の符号を付して、パワードプラ処理部１１４の内部構成を説明する。

直交検波器２００は、受信ビームフォーマ１０８から出力されるエコーデータに対して直交検波処理を施す。受信ビームフォーマ１０８から出力されるエコーデータは、超音波ビームごとのエコーデータ（ＲＦ信号）である。直交検波器２００は、エコーデータに対して検波処理を行い、直交関係にあるＩ信号およびＱ信号を抽出する。

ハイパスフィルタ（ＨＰＦ）２０２，２０４は、それぞれ、Ｉ信号およびＱ信号に対応したウォールモーションフィルタ（ＷＭＦ）として機能し、Ｉ信号およびＱ信号それぞれの低速度成分を抑圧する。一般に、ＷＭＦは低周波領域に存在するクラッタを抑圧するたために設けられる。クラッタを効率よく抑圧するためには、ＨＰＦ２０２，２０４それぞれのカットオフ周波数を高域側（高い周波数側）に設定することが望ましい。しかしながら、エコーデータ内に血流部分が含まれる場合、カットオフ周波数を高域側に設定すると、カットオフ周波数よりも低域側（低い周波数側）の血流速度成分が抑圧されてしまう。このため、実際には血流が存在するにも関わらずクラッタと誤認され、パワードプラ画像上において血流部分に「黒抜け」を生じさせる可能性がある。本実施形態では、後述する処理においてこの「黒抜け」の発生が抑えられるため、ＨＰＦ２０２，２０４それぞれのカットオフ周波数を、クラッタを効率よく除去できる程度に、高域側に設定することができる。

パワー演算部２０６は、Ｉ信号およびＱ信号の二乗和を算出する。ＨＰＦ２０２，２０４それぞれにおいて低域成分が抑圧されて主に血流部分が抽出されているため、Ｉ信号およびＱ信号の二乗和は、血流部分より抽出されたパワー情報（血流パワー情報）として出力される。

エンハンステーブル２０８は、血流部分のパワーを強調する（大きくする）ものであり、入力される血流部分に相当するパワー情報（パワー値）を強調する。エンハンステーブル２０８は、エンハンス関数２１０を利用してパワー値を強調する。エンハンス関数２１０は、横軸を入力パワー値、縦軸を出力パワー値とする関数であり、入力パワー値が小さい領域では出力パワー値が抑えられ、入力パワー値が大きくなるに従って出力パワーを持ち上げている。その結果、血流部分のパワー値が強調される。

エンハンステーブル２０８から出力される強調処理後のパワー値は、２次元ローパスフィルタ（２ＤＬＰＦ）２１２および加算器２１４へ出力される。パワー値は、各超音波ビームごとに次々に出力される。パワー値はアナログ信号として連続的に出力されてもよく、所定のサンプリング間隔ごとのデジタルデータとして出力されてもよい。以降の説明では、パワー値がデジタルデータとして出力されるものとして説明する。

２次元ローパスフィルタ２１２は、２次元の平滑処理を行うフィルタである。２次元ローパスフィルタ２１２は、エンハンステーブル２０８から超音波ビームごとに次々に出力されてくるデジタル化されたパワー値（パワーデータ列）の中の対象パワーデータに関して、画像上においてその近傍に位置するパワーデータとの平均値を算出する。平均値を算出するための処理領域は、例えば、超音波ビーム３本分で、各超音波ビームごとに超音波ビーム方向に２０データ分の領域（つまり６０個分のパワーデータからなる領域）として形成される。

処理領域は、エンハンステーブル２０８から次々に出力される各パワーデータが中心に位置するように設定される。処理領域が超音波ビーム３本分で各超音波ビームごとに２０データ分の領域である場合、対象となるパワーデータが、中央の超音波ビームの深さ方向で１０番目あるいは１１番目のデータとなるように処理領域が設定される。処理領域はエンハンステーブル２０８から次々に出力される各パワーデータごとに設定される。

そして、２次元ローパスフィルタ２１２は、設定された各処理領域内において、各点のパワーデータの平均値Ｙを演算する。処理領域が６０個分のパワーデータからなる場合、その６０個のパワーデータの平均が平均値Ｙとして算出される。２次元ローパスフィルタ２１２は、次々に入力してくる各パワーデータごとに平均値Ｙを算出する。

２次元ローパスフィルタ２１２で算出された平均値Ｙは、第一の閾値判定を行うために判定部（１）２１６に与えられ、閾値Ｔｈ１と比較される。判定部（１）２１６は、平均値Ｙが閾値Ｔｈ１以上であれば、その平均値Ｙの対象パワーデータ（その平均値Ｙを算出した際の処理領域の中心に位置するパワーデータ）が血流に相当すると判定して出力値Ａとして「Ａ＝１」を出力する。逆に、平均値Ｙが閾値Ｔｈ１より小さければ「Ａ＝０」を出力する。

加算部２１４は、エンハンステーブル２０８から次々に出力される各パワーデータ（以下「パワーデータＸ」と称する）と、２次元ローパスフィルタ２１２で算出された平均値Ｙの符号反転値とを加算（つまり、ＸからＹを減算）して、パワーデータＸとその平均値Ｙとの差分を求め、さらに、絶対値演算部２１８において差分の絶対値｜Ｘ−Ｙ｜が求められ、第二の閾値判定を行うために判定部（２）２２０に与えられる。

判定部（２）２２０は、差分の絶対値｜Ｘ−Ｙ｜が閾値Ｔｈ２以上であれば、パワーデータＸが血流に相当する可能性があると判定して出力値Ｂとして「Ｂ＝１」を出力する。逆に、差分の絶対値｜Ｘ−Ｙ｜が閾値Ｔｈ２より小さければ「Ｂ＝０」を出力する。

判定部（１）２１６の出力値Ａと判定部（２）２２０の出力値Ｂは、論理和ゲート２２２に出力される。論理和ゲート２２２は、「Ａ＝０」かつ「Ｂ＝０」ならば出力値Ｃとして「Ｃ＝０」を出力し、それ以外であれば「Ｃ＝１」を出力する。

切替部２２４は、論理和ゲート２２２の出力値Ｃに応じた切替動作を行う。切替部２２４は、「Ｃ＝１」であれば２次元ローパスフィルタ２１２の出力値Ｙを選択して表示処理部（図１の符号１１６）へ出力し、「Ｃ＝０」であればノイズであるとみなして出力値「０」を選択して表示処理部へ出力する。その結果、２次元ローパスフィルタ２１２の出力値Ｙのうち、血流に相当する有効なデータのみが表示処理部へ出力される。

図３は、図２に示したパワードプラ処理部において実行される血流とノイズの分別判定の具体例を説明するための図である。以下、図２に示した部分には図２の符号を利用して、その具体例を説明する。

図３（Ａ）には、本具体例の対象となるパワードプラ画像（パワーフロー画像）３００の模式図が示されている。このパワードプラ画像３００は、エンハンステーブル２０８から次々に出力される各パワーデータを画像上の対応する位置に配置したものである。パワードプラ画像３００には、エンハンステーブル２０８で強調された血流３０２が示されている。本具体例では、パワードプラ画像３００上の対象ライン３０４における判定処理を説明する。

図３（Ｂ）には、対象ライン３０４上における判定処理過程が示されている。図３（Ｂ）の（ａ）は、エンハンステーブル２０８から出力されるパワーデータＸ（細線）および２次元ローパスフィルタ２１２で算出された平均値Ｙ（太線）が示されている。細かいノイズ等の影響で激しい起伏のパワーデータＸが、近傍データとの平滑化処理（平均値処理）の結果、細かいノイズ等が除去されて平均値Ｙに変換された様子が示されている。

図３（Ｂ）の（ｂ）は、図３（Ｂ）の（ａ）に示した平均値Ｙに対して単に閾値Ｔｈ１だけで閾値判定した場合の出力を示している。図３（Ｂ）の（ｂ）に示されるように、単に閾値判定したのみの場合、血流部分に欠落が発生し、また、血流部分の外側において残留クラッタが抽出されてしまう。この血流部分の欠落が画像上において「黒抜け」となって顕在化し、また抽出された残留クラッタが画像上において高輝度に現れてしまう。本実施形態では、平均値Ｙの閾値判定のみではなく、平均値ＹとパワーデータＸとの差分を利用して、血流部分の欠落や残留クラッタが除去される。

図３（Ｂ）の（ｃ）は、絶対値演算部２１８から出力される絶対値｜Ｘ−Ｙ｜を示している。つまり、図３（Ｂ）の（ａ）におけるパワーデータＸ（細線）と平均値Ｙ（太線）の差分の絶対値に相当する。

本実施形態では、論理和ゲート２２２において、平均値Ｙが閾値Ｔｈ１以上又は差分の絶対値｜Ｘ−Ｙ｜が閾値Ｔｈ２以上の場合に出力Ｚとして平均値Ｙを出力し、それ以外の場合には出力Ｚとして値「０」を出力する。図３（Ｂ）の（ｄ）は、本具体例における出力Ｚを示している。

図３（Ｂ）の（ｂ）と（ｄ）との比較から明らかなように、図３（Ｂ）の（ｂ）において血流部分に存在した欠落や血流部分の外側の残留クラッタが、図３（Ｂ）の（ｄ）において除去されている。このように、本実施形態では、２次元ローパスフィルタ２１２の出力値Ｙのうち、血流に相当する有効なデータが的確に抽出される。その結果、「黒抜け」や高輝度ノイズが除去された極めて高品質な画像を得ることができる。

図４は、本発明の別の好適な実施形態を説明するための図であり、パワードプラ処理部（図１の符号１１４）の別の内部構成を示す図である。つまり、図４の構成は、図２の構成の変形例に相当する。以下、図２に示した部分には図２の符号を付して、パワードプラ処理部１１４の内部構成を説明する。

図４において、直交検波器２００からエンハンステーブル２０８までの処理は、図２に示したものと同様であり、エンハンステーブル２０８から血流部分が強調処理されたパワーデータＸが出力される。

図４において、２次元ローパスフィルタ（１）２１２ａは、２次元の平滑処理を行うフィルタであり、その機能は、図２に示した２次元ローパスフィルタ２１２と同様である。つまり、エンハンステーブル２０８から次々に出力されてくるパワーデータ列のうちの対象パワーデータに関して、画像上においてその近傍に位置するパワーデータとの平均値Ｙを算出する。

図４の構成と図２の構成との大きな相違は、図４において、差分判定用の２次元ローパスフィルタ（２）２１２ｂが設けられた点である。２次元ローパスフィルタ（２）２１２ｂは、２次元の平滑処理を行うフィルタであり、その機能は、図２に示した２次元ローパスフィルタ２１２と同様である。つまり、エンハンステーブル２０８から次々に出力されてくるパワーデータ列のうちの対象パワーデータに関して、画像上においてその近傍に位置するパワーデータとの平均値Ｙ´を算出する。

図４に示す変形例では、平均値Ｙおよび平均値Ｙ´を求めるフィルタを別々に設けたことにより、パワーデータとして利用する平均値Ｙと差分判定用の平均値Ｙ´を、それぞれに適した異なる平均化処理で算出することが可能になる。例えば、２次元ローパスフィルタ（１）２１２ａでは、平均値を求める際の処理領域を小さく、つまり、平均化処理を弱めに設定して画像の鮮明さを損なわないようにし、一方、２次元ローパスフィルタ（２）２１２ｂでは、平均値を求める際の処理領域を大きく、つまり、平均化処理を強めに設定して血流部分とノイズ等との区別をより明確にすることなどが可能になる。

２次元ローパスフィルタ（１）２１２ａで算出された平均値Ｙは、第一の閾値判定を行うために判定部（１）２１６に与えられ、閾値Ｔｈ１と比較される。判定部（１）２１６は、平均値Ｙが閾値Ｔｈ１以上であれば、その平均値Ｙの対象パワーデータ（その平均値Ｙを算出した際の処理領域の中心に位置するパワーデータ）が血流に相当すると判定して出力値Ａとして「Ａ＝１」を出力する。逆に、平均値Ｙが閾値Ｔｈ１より小さければ「Ａ＝０」を出力する。

加算部２１４は、エンハンステーブル２０８から次々に出力される各パワーデータＸと、２次元ローパスフィルタ（２）２１２ｂで算出された平均値Ｙ´の符号反転値とを加算（つまり、ＸからＹ´を減算）して、パワーデータＸとその平均値Ｙ´との差分を求め、さらに、絶対値演算部２１８において差分の絶対値｜Ｘ−Ｙ´｜が求められ、第二の閾値判定を行うために判定部（２）２２０に与えられる。

判定部（２）２２０は、差分の絶対値｜Ｘ−Ｙ´｜が閾値Ｔｈ２以上であれば、パワーデータＸが血流に相当する可能性があると判定して出力値Ｂとして「Ｂ＝１」を出力する。逆に、差分の絶対値｜Ｘ−Ｙ´｜が閾値Ｔｈ２より小さければ「Ｂ＝０」を出力する。

判定部（１）２１６の出力値Ａと判定部（２）２２０の出力値Ｂは、論理和ゲート２２２に出力される。論理和ゲート２２２は、「Ａ＝０」かつ「Ｂ＝０」ならば出力値Ｃとして「Ｃ＝０」を出力し、それ以外であれば「Ｃ＝１」を出力する。

切替部２２４は、論理和ゲート２２２の出力値Ｃに応じた切替動作を行う。切替部２２４は、「Ｃ＝１」であれば２次元ローパスフィルタ（１）２１２ａの出力値Ｙを選択して表示処理部（図１の符号１１６）へ出力し、「Ｃ＝０」であればノイズであるとみなして出力値「０」を選択して表示処理部へ出力する。その結果、２次元ローパスフィルタ（１）２１２ａの出力値Ｙのうち、血流に相当する有効なデータのみが表示処理部へ出力される。

以上、本発明の好適な実施形態を説明したが、上述した実施形態は、あらゆる点で単なる例示にすぎず、本発明の範囲を限定するものではない。

本発明に係る超音波診断装置の全体構成図である。 パワードプラ処理部の内部構成を示す図である。 パワードプラ処理部において実行される処理の具体例を説明するための図である。 本発明の別の好適な実施形態を説明するための図である。

符号の説明

１１４ パワードプラ処理部、２１２ ２次元ローパスフィルタ、２１６ 判定部（１）、２１８ 絶対値演算部、２２０ 判定部（２）、２２２ 論理和ゲート。

Claims (6)

1. 対象組織を含む空間内に超音波を送受波してエコーデータを取得する送受波部と、
   取得されたエコーデータから得られるデータ列に基づいて対象組織に関する組織情報を生成する信号処理部と、
   前記組織情報から超音波画像を形成する画像処理部と、
   を有し、
   前記信号処理部は、
   前記データ列の各データに対して平滑化処理を実行する平滑化処理部と、
   前記データ列の平滑化処理前データと平滑化処理後データとの差分を演算する差分演算部と、
   前記平滑化処理後データおよび前記差分に基づいて、前記データ列の各データが対象組織に対応するものか否かを判断する判定部と、
   を含む、
   ことを特徴とする超音波診断装置。
2. 血流を含む空間内に超音波を送受波してエコーデータを取得する送受波部と、
   取得されたエコーデータから得られるドプラ情報に基づいて、前記血流に関するパワー情報を含むパワーデータ列を生成する信号処理部と、
   前記パワーデータ列から血流のパワー表示画像を形成する画像処理部と、
   を有し、
   前記信号処理部は、
   前記パワーデータ列の各データに対して平滑化処理を実行する平滑化処理部と、
   前記パワーデータ列の平滑化処理前データと平滑化処理後データとの差分を演算する差分演算部と、
   前記平滑化処理後データおよび前記差分に基づいて、前記パワーデータ列の各データが血流に対応するものか否かを判断する判定部と、
   を含む、
   ことを特徴とする超音波診断装置。
3. 請求項２に記載の超音波診断装置において、
   前記判定部は、前記平滑化処理後データが第一閾値以上又はそのデータに関する前記差分が第二閾値以上の場合にそのデータが血流に対応するデータであると判断する、
   ことを特徴とする超音波診断装置。
4. 血流を含む空間内に超音波を送受波してエコーデータを取得する送受波部と、
   取得されたエコーデータから得られるドプラ情報に基づいて、前記血流に関するパワー情報を含むパワーデータ列を生成する信号処理部と、
   前記パワーデータ列から血流のパワー表示画像を形成する画像処理部と、
   を有し、
   前記信号処理部は、
   前記パワーデータ列の各データに対して第一平滑化処理を施す第一平滑化処理部と、
   前記パワーデータ列の各データに対して第二平滑化処理を施す第二平滑化処理部と、
   前記パワーデータ列の平滑化処理前データと第二平滑化処理後データとの差分を演算する差分演算部と、
   前記第一平滑化処理後データおよび前記差分に基づいて、前記パワーデータ列の各データが血流に対応するものか否かを判断する判定部と、
   を含む、
   ことを特徴とする超音波診断装置。
5. 請求項４に記載の超音波診断装置において、
   前記判定部は、前記第一平滑化処理後データが第一閾値以上又はそのデータに関する前記差分が第二閾値以上の場合にそのデータが血流に対応するデータであると判断する、
   ことを特徴とする超音波診断装置。
6. 請求項５に記載の超音波診断装置において、
   前記信号処理部は、
   前記ドプラ情報からクラッタ成分を除去するクラッタ除去部を含む、
   ことを特徴とする超音波診断装置。

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