CN106102590A - 超声波诊断装置 - Google Patents

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Abstract

一边依次设定基于多个生物体内音速的多个接收延迟数据一边进行预扫描，由此生成多个帧。在最佳音速运算部中，针对各帧上的沿波束扫描方向的每个亮度波形，执行波形解析。将针对多个帧的多个波形解析结果相互比较，由此求出最佳音速图。在控制部中，基于最佳音速图计算主扫描用接收延迟数据。具体而言，在上述波形解析中，执行高亮度部即峰值部用波形解析以及低亮度部即凹部用波形解析。由此，求出高亮度部用最佳音速图以及低亮度部用最佳音速图。

Description

超声波诊断装置
技术领域
本发明涉及一种超声波诊断装置，特别涉及一种用于确定规定延迟处理条件的最佳的生物体内音速的技术。
背景技术
超声波诊断装置是在医疗领域使用，通过对生物体发送接收超声波来形成超声波图像的装置。通常，通过多个振子进行超声波的收发。具体而言，在发送时，按照与发送聚焦点对应的发送延迟处理条件的多个发送信号被提供给多个振子，由此形成发送波束。在接收时，来自生物体内的反射波(回波)由多个振子接收。对于从多个振子输出的多个接收信号，执行按照接收延迟处理条件的调相相加处理，由此生成接收波束数据。而且，基于调相相加后的多个接收波束数据形成超声波图像。此外，在接收时，一般应用使接收聚焦点从近距离沿着波束轴向深的方向动态地变化的接收动态聚焦。
对接收时的调相相加处理进行详细说明。为了进行针对多个接收信号的延迟处理，使用规定延迟处理条件的延迟数据(延迟时间)。该延迟数据是用于实现接收动态聚焦以及接收波束扫描的数据，由与多个振子对应的数据集构成。在计算延迟数据时，通常，作为生物体内的音速采用恒定值。例如，该值是1530m/s。
现有技术文献
专利文献
专利文献1：日本特开2008-264531号公报
发明内容
发明要解决的课题
但是，生物体内的超声波的音速与生物体内组织的性状有关而进行变化。当使用以一致的音速为前提计算出的延迟数据时，根据实际的诊断状况无法实现适当的接收聚焦，从而产生接收灵敏度、图像分辨率降低的问题。对此，在专利文献1所记载的超声波诊断装置中，针对扫描面上的每个小区域，求出使延迟数据计算用音速进行变化时的对比度值的变化，针对各小区域，将对比度值为最大的音速采用为各小区域的最佳音速。对比度值表示明暗的差。因此，适于运算对于钙化组织等高亮度组织的最佳音速。然而，在浸润性癌等低亮度组织(具有某种程度的扩展的低回波组织)中，亮度本来低。因此，使用对比度值的方法不适于运算对于低亮度组织的最佳音速。因此，有可能设定了不适于观察低亮度组织的音速。如此，以往，难以生成适于观察性状不同的多个组织(例如高亮度组织以及低亮度组织)的延迟处理条件来将多个组织的影像一同进行优化。此外，以上对接收处理进行了说明，但即使在发送处理中，也能够指出相同的问题。
本发明的目的在于在超声波诊断装置中，确定在延迟处理条件的计算中使用的最佳的生物体内音速。或者，本发明的目的在于生成适于观察性状不同的多个组织的延迟处理条件。
本发明的超声波诊断装置的特征在于，具有：生成部，其通过反复对被检体扫描超声波波束，生成多个帧；预扫描控制部，其针对上述生成部，以帧为单位尝试性地依次设定基于多个临时音速的多个延迟处理条件，由此生成多个临时帧；波形解析部，其针对上述各临时帧中的沿着预先设定的方向的至少一个参照数据列，执行用于评价影像的锐利度的波形解析，由此获得针对上述多个临时帧的多个波形解析结果；最佳音速运算部，其基于上述多个波形解析结果，运算最佳音速；以及主扫描控制部，其针对上述生成部设定基于上述最佳音速的主扫描用延迟处理条件。
根据上述的结构，尝试性地依次应用基于多个临时音速计算出的多个延迟处理条件，由此生成临时音速分别不同的多个帧。影像的锐利度与规定延迟处理条件的生物体内音速相关地进行变化。因此，通过针对临时音速分别不同的多个帧执行波形解析，由此评价影像的锐利度。基于该波形解析的评价相当于多个生物体内音速的评价。因此，通过利用波形解析结果，从多个生物体内音速中，确定能够使影像锐化的最佳的生物体内音速。
优选上述预先设定的方向是波束扫描方向，上述波形解析部在上述参照数据列的多个位置执行局部波形解析，由此求出构成上述波形解析结果的局部波形解析值列。
优选上述波形解析部对于在上述各临时帧上在深度方向上排列的多个参照数据列单个地执行波形解析，由此获得构成上述波形解析结果的局部波形解析值矩阵。
优选上述波形解析部包含：第一波形解析部，其对于上述各临时帧上的多个参照数据列执行第一波形解析，由此获得与上述多个临时帧对应的多个第一局部波形解析值矩阵；以及第二波形解析部，其对于上述各临时帧上的多个参照数据列执行与上述第一波形解析不同的第二波形解析，由此获得与上述多个临时帧对应的多个第二局部波形解析值矩阵，上述最佳音速运算部基于上述多个第一局部波形解析值矩阵以及上述多个第二局部波形解析值矩阵来运算上述最佳音速。
优选在上述第一波形解析中，针对山状的每个峰值部解析锐利度，在上述第二波形解析中，针对凹状的每个低亮度部解析锐利度。
优选在上述第二波形解析中，对于上述低亮度部具有的两个边缘单个地解析梯度，基于这些梯度解析该低亮度部整体的锐利度。
例如，峰值部与生物体内的高亮度组织(例如钙化组织等)对应。在本发明中，将该峰值部作为一个块捕捉，来评价高亮度组织的影像的锐利度。通过利用该评价结果，确定能够将高亮度组织的影像锐化的最佳的生物体内音速。另一方面，低亮度部与生物体内的低亮度组织(例如浸润性癌等)对应。该低亮度部包含亮度变化大的部分(低亮度部的边界部分)与亮度变化小的部分。亮度梯度反映了影像的锐利度。因此，与亮度变化小的部分相比，亮度变化大的部分更适于影像的锐利度的评价。因此，针对低亮度部，积极地评价亮度变化大的部分(低亮度部的边界部分)。如上所述，针对性状不同的高亮度组织以及低亮度组织，通过适于各个性状的方法来评价锐利度，由此能够确定适于各个组织的生物体内音速。
优选上述最佳音速运算部包含：基于上述多个第一局部波形解析值矩阵，生成表示在波束扫描面上的各位置的最佳音速的第一最佳音速图的功能、以及基于上述多个第二局部波形解析值矩阵生成表示在上述波束扫描面上的各位置的最佳音速的第二最佳音速图的功能，基于上述第一最佳音速图以及上述第二最佳音速图，求出上述主扫描用最佳音速。
优选上述最佳音速运算部包含将上述第一最佳音速图以及上述第二最佳音速图进行合成来生成合成图的功能。合成处理(综合处理)例如是音速值的平均化、音速值的中央值的采用、音速值的最大值的采用等。
优选上述最佳音速运算部包含如下功能：针对构成上述合成图的多个最佳音速执行聚集处理，由此运算规定上述主扫描用延迟处理条件的一个或多个最佳音速。
优选上述波形解析部还包含：第一低通滤波器，其对于上述各临时帧上的多个参照数据列进行第一滤波处理；以及第二低通滤波器，其对于上述各临时帧上的多个参照数据列进行效果比上述第一滤波处理强的第二滤波处理，上述第一波形解析部对于上述第一滤波处理后的上述各临时帧上的多个参照数据列执行第一波形解析，上述第二波形解析部对于上述第二滤波处理后的上述各临时帧上的多个参照数据列执行第二波形解析。由此，去除噪声，并且防止峰值部的亮度梯度变缓，从而能够减轻或者防止针对峰值部的锐利度的评价精度的降低。另外，针对低亮度部，能够更加有效地去除噪声。
本发明的效果
根据本发明，在超声波诊断装置中，能够确定在延迟处理条件的计算中使用的最佳的生物体内音速。
附图说明
图1是表示本发明的实施方式的超声波诊断装置的一个例子的框图。
图2是表示高亮度组织以及低亮度组织的一个例子的示意图。
图3A表示高亮度组织以及低亮度组织的一个例子。
图3B表示高亮度组织的亮度变化的一个例子。
图3C表示低亮度组织的亮度变化的一个例子。
图4A用于说明接收聚焦点与高亮度组织的亮度变化之间的关系。
图4B用于说明接收聚焦点与高亮度组织的亮度变化之间的关系。
图4C用于说明接收聚焦点与高亮度组织的亮度变化之间的关系。
图5A用于说明低亮度组织的亮度变化。
图5B用于说明低亮度组织的亮度变化。
图5C用于说明低亮度组织的亮度变化。
图6是表示接收帧列的一个例子的示意图。
图7A用于说明高亮度组织的锐利度的求法。
图7B用于说明高亮度组织的锐利度的求法。
图8用于说明高亮度部音速映射数据的求法。
图9是表示高亮度部音速映射数据的一个例子的示意图。
图10A用于说明低亮度组织的锐利度的求法。
图10B用于说明低亮度组织的锐利度的求法。
图11是表示低亮度部音速映射数据的一个例子的示意图。
图12用于说明音速映射数据的综合处理。
图13是表示本实施方式的超声波诊断装置的主例行程序的流程图。
图14是表示最佳音速确定处理的工序的流程图。
图15是表示变形例1的最佳音速确定处理的工序的流程图。
图16是表示变形例2的最佳音速确定处理的工序的流程图。
具体实施方式
图1表示本发明的实施方式的超声波诊断装置的一个例子。超声波诊断装置是设置在医院等医疗机构，通过针对人体收发超声波来形成超声波图像的装置。
在图1中，探头10是对于诊断区域收发超声波的收发器。探头10具备收发超声波的多个振子。由多个振子形成超声波波束。反复电子扫描超声波波束，由此依次形成波束扫描面。作为电子扫描方式，已知有电子扇形扫描、电子直线扫描等。此外，作为探头10，使用将振子沿预先设定的方向配置为一列的一维探头，或者将振子配置为二维的二维探头。另外，作为探头10，也可以使用被称为cMUT(Capacitive Micromachined UltrasonicTransducer电容式微加工超声传感器：IEEETrans.Ultrason.Ferroelect.Freq.Contr.Vol45pp.678-690May 1998等)的基于半导体的振子。
发送部12是发送波束成形器。发送部12在发送时，执行与探头10的各振子对应的延迟处理来形成与各振子对应的发送信号，对各振子提供发送信号。由此，形成超声波的发送波束。在发送时，执行发送波束聚焦控制。另外，发送部12能够进行口径控制。在接收时，当通过探头10接收到来自生物体内的反射波时，由此从探头10向接收部14输出多个接收信号。
接收部14是接收波束成形器。接收部14在接收时，对于从多个振子获得的多个接收信号执行调相相加处理等，从而形成接收波束。即，接收部14对于从各振子获得的接收信号，按照针对各振子的延迟处理条件来执行延迟处理，并对从多个振子获得的多个接收信号进行相加处理，由此形成接收波束。延迟处理条件由接收延迟数据(延迟时间)规定。在接收时，执行接收动态聚焦控制。从控制部22供给与多个振子对应的接收延迟数据集(延迟时间的集合)。延迟时间由控制部22基于生物体内音速来计算。
通过发送部12以及接收部14的作用，电子扫描发送波束以及接收波束(两者合并为超声波波束)。由此，构成波束扫描面。波束扫描面相当于多个波束数据，它们构成接收帧(接收帧数据)。此外，各波束数据由在深度方向上排列的多个回波数据构成。反复电子扫描超声波波束，由此从接收部14输出在时间轴上排列的多个接收帧。这些帧构成接收帧列。
此外，设置有用于切换发送功能以及接收功能的收发切换部(未图示)。收发切换部在发送时，将来自发送部12的发送信号提供给各振子。另外，收发切换部在接收时，将从多个振子获得的多个接收信号提供给接收部14。
信号处理部16是对接收帧列执行处理的模块，例如，是包含检波电路、信号压缩电路、增益调整电路、滤波处理电路等的模块。信号压缩电路例如将还具有2的20次方的接收信号的动态范围压缩成比较小的动态范围。信号压缩可以是对数函数，可以是指数函数，也可以是S型函数。滤波处理电路例如进行以边界的锐化为目的的增强处理等。
图像形成部18由具有坐标变换功能以及插补处理功能等的数字扫描转换器构成。图像形成部18基于接收帧列，形成由多个显示帧构成的显示帧列。构成显示帧列的各个显示帧是B模式断层图像的数据。例如，在探头10是凸包类型的情况下，图像形成部18将长方形的数据转换成扇形的超声波图像。将显示帧列输出到液晶监视器等显示部20来进行显示。由此，实时地作为动态图像显示B模式断层图像。图像生成部18还可以具备伽玛修正处理部。该伽玛修正处理部通过伽玛曲线来修正显示灰度。显示部20只要显示超声波图像从而显示操作者能够诊断的图像即可，因此可以是模拟输出和数字输出中的任意一个的显示技术。
控制部22对图1所示的各构成的动作进行控制。本实施方式的超声波诊断装置除了通常的主扫描模式之外，还具有用于确定最佳的生物体内音速(最佳音速)的测试动作模式。控制部22具有在该测试动作模式下进行控制的功能。将在后面对该具体的控制内容进行详细叙述。
操作部24与控制部22相连接。操作部24具有键盘、轨迹球等。用户能够使用操作部24，输入用于拍摄超声波图像的参数。另外，在本实施方式中，用户能够使用操作部24指示执行测试动作模式。测试动作模式是在执行通常的超声波诊断前，或者在正在进行通常的超声波诊断的过程中，根据用户的指示执行的模式。此外，控制部22相当于“预扫描控制部”以及“主扫描控制部”的一个例子。
最佳音速运算部26具有在主扫描前的预扫描时发挥功能，具有确定主扫描时的形成延迟数据运算(延迟处理条件运算)的基础的最佳音速的功能。具体而言，最佳音速运算部26具备高亮度部音速运算部28、低亮度部音速运算部30以及综合处理部32。最佳音速运算部26在确定最佳音速时，即在执行测试动作模式时发挥功能。当执行测试动作模式时，向最佳音速运算部26供给通过应用基于多个生物体内音速计算出的多个接收延迟数据而生成的接收帧列。最佳音速运算部26基于该接收帧列，确定接收延迟数据计算用最佳音速。此外，最佳音速运算部26相当于“波形解析部”以及“最佳音速运算部”的一个例子。另外，高亮度部音速运算部28相当于“第一波形解析部”的一个例子，低亮度部音速运算部30相当于“第二波形解析部”的一个例子。以下，对最佳音速运算部26的各部进行说明。
高亮度部音速运算部28基于接收帧列，确定用于使钙化组织等高亮度组织的影像锐化的最佳音速。高亮度部音速运算部28以各个接收帧列为对象，检测亮度波形(表示超声波波束的扫描方向上的亮度(回波强度)的变化的波形)的拐点，在邻接的拐点之间运算亮度梯度。接着，高亮度部音速运算部28针对每个接收帧，综合评价在亮度波形中形成峰值的部分(亮度波形的凸状部分)的顶点两侧的亮度梯度，由此运算峰值部的锐利度。而且，高亮度部音速运算部28基于每个接收帧的锐利度，确定用于使高亮度组织的影像锐化的最佳音速。高亮度部音速运算部28针对每个坐标(像素)，确定在接收帧列中锐利度成为最大的接收帧，将与该接收帧对应的生物体内音速确定为对于高亮度组织的最佳音速。另外，高亮度部音速运算部28也可以将亮度梯度为阈值以下的坐标的生物体内音速设定为无效值。而且，高亮度部音速运算部28生成表示各坐标的最佳音速的高亮度部音速映射数据。
低亮度部音速运算部30基于接收帧列，确定用于使浸润性癌等低亮度组织(具有某种程度的扩展的低回波组织)的影像锐化的最佳音速。低亮度部音速运算部30以各个接收帧列为对象，检测亮度波形(表示超声波波束的扫描方向上的亮度的变化的波形)的拐点，在邻接的拐点之间运算亮度梯度。低亮度部音速运算部30针对每个接收帧，单个地评价亮度波形中的低亮度部(亮度波形的凹状部分)的两侧的边缘部分(亮度变化大的部分)的亮度梯度，由此单个地运算各个边缘部分的锐利度。此外，低亮度部的边缘部分相当于低亮度部的边界部分。而且，低亮度部音速运算部30基于每个接收帧的锐利度，确定用于使低亮度组织的影像锐化的最佳音速。低亮度部音速运算部30针对每个坐标，确定在接收帧列中锐利度为最大的接收帧，将与该接收帧对应的生物体内音速确定为对于低亮度组织的最佳音速。另外，低亮度部音速运算部30也可以将亮度梯度成为阈值以下的坐标的生物体内音速设定为无效值。而且，低亮度部音速运算部30生成表示各坐标的最佳音速的低亮度部音速映射数据。
综合处理部32将高亮度部音速映射数据与低亮度部音速映射数据进行综合，从而生成综合音速映射数据。为了计算接收延迟数据，将该综合音速映射数据供给给控制部22。
控制部22具有基于最佳音速运算接收延迟数据集的功能。在本实施方式中，控制部22基于综合音速映射数据，为了针对每个波束方位实现接收动态聚焦，针对每个接收点深度运算接收延迟数据。接收延迟数据是为了在接收点使接收波束会聚，而规定多个接收信号之间的延迟时间差的数据。在本实施方式中，基于最佳音速计算接收延迟数据集。作为其他的例子，也可以预先求得与多个生物体内音速对应的多个接收延迟数据集。在该情况下，当确定了最佳音速时，控制部22选择与最佳音速对应的接收延迟数据集。此外，也可以计算发送延迟数据集。
关于图1所示的探头10以外的结构，例如能够利用处理器、电路等硬件资源来实现，在该实现的过程中也可以根据需要利用存储器等设备。另外，关于探头10以外的结构，例如也可以通过计算机实现。换句话说，也可以通过计算机具备的CPU、存储器、硬盘等硬件资源与规定CPU等的动作的软件(程序)的协作，实现探头10以外的全部结构或一部分结构。将该程序经由CD、DVD等记录介质，或者经由网络等通信路径，存储在未图示的存储装置中。作为其他的例子，关于探头10以外的结构，也可以由DSP(Digital Signal Processor数字信号处理器)、FPGA(Field Programmable Gate Array现场可编程门阵列)等实现。
接下来，对本实施方式的最佳音速运算部26的具体的处理进行说明。首先，参照图2，对B模式断层图像中表示的组织的影像进行说明。在图2所示的B模式断层图像中，作为一个例子，表示了钙化组织等高亮度组织52以及浸润性癌等低亮度组织54(具有某种程度的扩展的低回波组织)。高亮度组织52以及低亮度组织54分别是性状不同的组织。
参照图3A、图3B以及图3C，对高亮度组织以及低亮度组织的亮度变化进行说明。在图3A所示的接收帧50中表示了高亮度组织52与低亮度组织54。接收帧50中的一方向与超声波波束的扫描方向θ对应，另一方向与深度方向对应。图3B所示的亮度波形是表示高亮度组织52中的扫描方向θ的亮度变化的波形。在亮度波形中，亮度L变高形成峰值的峰值部(凸状部分)与高亮度组织52对应。图3C所示的亮度波形是表示低亮度组织54中的扫描方向θ的亮度变化的波形。在亮度波形中，亮度L降低亮度变化小的低亮度部(凹状部分)与低亮度组织54对应。如图3C中的虚线所示，在低亮度部的边界部分(边缘部分)，亮度L的变化增大。如此，在亮度波形中，在高亮度组织52中形成峰值部，在低亮度组织54中形成凹状部分。在高亮度组织52与低亮度组织54中，亮度变化的方式不同。
在此，对超声波波束的聚焦点与组织的亮度L之间的关系进行说明。图4A、图4B以及图4C表示接收聚焦点与高亮度组织的亮度L的关系。在接收延迟数据计算用生物体内音速与生物体内的实际的传搬音速相同的情况下，如图4A所示，能够使希望的位置(高亮度组织52的位置)与接收聚焦点56一致。在该情况下，在扫描方向θ的亮度波形中，与高亮度组织52对应的峰值部变得急剧，即亮度L的梯度增大。换句话说，相对于扫描方向θ的影像的空间分辨率提高。另一方面，在接收延迟数据计算用生物体内音速比生物体内的实际的传搬音速慢或快的情况下，如图4B或者图4C所示，接收聚焦点56形成在比希望的位置(高亮度组织52的位置)浅的位置或深的位置。在该情况下，亮度波形中的峰值部的梯度变缓，相对于扫描方向θ的影像的空间分辨率降低。结果，感觉高亮度组织52的影像模糊。
另外，图5A、图5B以及图5C表示接收聚焦点与低亮度组织的亮度L的关系。在接收延迟数据计算用生物体内音速与生物体内的实际的传搬速度相同的情况下，如图5A所示，在扫描方向θ的亮度波形中，与低亮度组织54对应的凹状部分的边缘部分(在图中，由虚线包围的部分)变得急剧，即亮度L的梯度增大。换句话说，相对于扫描方向θ的影像的空间分辨率提高。另一方面，在接收延迟数据计算用生物体内音速比生物体内的实际的传搬音速慢或快的情况下，如图5B或者图5C所示，亮度波形中的边缘部分的梯度变缓，相对于扫描方向θ的影像的空间分辨率降低。结果，感觉低亮度组织54的影像模糊。
如图4A～图4C以及图5A～图5C所示，相对于扫描方向θ的影像的空间分辨率与接收延迟数据计算用生物体内音速相关而进行变化。在本实施方式中，着眼于该点，评价相对于扫描方向θ的亮度变化(亮度梯度)，由此确定分别适于高亮度组织以及低亮度组织的生物体内音速。
图6表示在执行测试动作模式(预扫描模式)时生成的接收帧列的一个例子。接收帧50a、50b、50c、···、50n是通过依次应用基于生物体内音速V1、V2、V3、···、Vn计算出的多个接收延迟数据集而生成的数据。各接收帧从同一扫描面生成，换句话说表示相同的组织构造。例如，接收帧50a是通过应用基于生物体内音速V1计算出的接收延迟数据集而生成的数据。如此，通过使计算上的生物体内音速n阶段地变化，生成生物体内音速不同的n个接收帧。在执行测试动作模式时，控制部22将与生物体内音速V1～Vn对应的多个接收延迟数据集依次提供给接收部14。接收部14对于多个接收信号，按照该多个接收延迟数据集依次执行调相相加处理等，从而生成接收帧50a～50n。
接下来，参照图7A以及图7B，对高亮度部音速运算部28的具体的处理进行说明。在图7A所示的接收帧50中表示了高亮度组织52。图7B所示的波形是高亮度组织52中的扫描方向θ的亮度波形的一部分。在深度方向存在多个亮度波形，针对各个亮度波形，应用以下的处理。高亮度部音速运算部28检测亮度波形的拐点Pa(极大点)、Pb(极小点)、Pc(极小点)，运算邻接的拐点之间的亮度梯度(ΔL/Δθ)。而且，高亮度部音速运算部28基于峰值部P(凸状部分)的顶点(极大点Pa)的两侧的亮度梯度，运算峰值部P的锐利度。
具体而言，高亮度部音速运算部28按照以下的式(1)运算峰值部P的锐利度。
峰值部的锐利度＝{ΔL1+(－)ΔL2}/(Δθ1+Δθ2)···(1)
ΔL1是极大点Pa的亮度La与极小点Pb的亮度Lb之间的差(La－Lb)(＞0)。
ΔL2是极小点Pc的亮度Lc与极大点Pa的亮度La之间的差(Lc－La)(＜0)。
Δθ1是扫描方向θ的极大点Pa的位置θa与极小点Pb的位置θb之间的差，相当于位置θa与位置θb之间的像素数。
Δθ2是扫描方向θ的极大点Pa的位置θa与极小点Pc的位置θc之间的差，相当于位置θa与位置θb之间的像素数。
此处言及的像素相当于扫描面上的坐标(接收点或采样点)。在以下的说明中也相同。
(Δθ1+Δθ2)相当于峰值部P的宽度，(ΔL1+(－)ΔL2)相当于峰值部的亮度L的大小。另外，(ΔL1/Δθ1)相当于峰值部P的顶点的一侧的亮度梯度，{(－)ΔL2/Δθ2}相当于峰值部P的顶点的另一侧的亮度梯度。因此，通过式(1)求得的锐利度相当于将峰值部P评价为一个凸状部分的块时的评价值。如此，高亮度部音速运算部28以在亮度波形的谷(极小点Pb)与谷(极小点Pc)之间形成的峰值部P为评价对象，求得该峰值部P的锐利度。
高亮度部音速运算部28针对峰值部P的各像素(各坐标)采用相同的锐利度。在图7B所示的例子中，高亮度部音速运算部28对极小点Pb与极小点Pc之间的各像素的锐利度采用通过式(1)求得的相同的锐利度。例如，当在极小点Pb与极小点Pc之间存在10个像素的情况下，高亮度部音速运算部28针对这些10个像素，采用相同的锐利度。换句话说，10个像素全部具有相同的锐利度。
高亮度部音速运算部28针对图6所示的接收帧50a～50n中的各个接收帧，针对每个像素运算锐利度。
而且，高亮度部音速运算部28针对每个像素，确定在接收帧50a～50n中锐利度成为最大的接收帧，将与确定的接收帧对应的生物体内音速确定为相对于高亮度组织的最佳音速。例如如图8所示，高亮度部音速运算部28针对接收帧50a～50n将相同的像素A的锐利度A1～An进行比较。例如在锐利度A1～An中，在接收帧50c的锐利度A3为最大的情况下，高亮度部音速运算部28将与接收帧50c对应的生物体内音速V3确定为像素A的最佳音速。高亮度部音速运算部28针对每个像素，确定最佳音速，并生成表示各像素的最佳音速的高亮度部音速映射数据60。
如参照图3A～图3C以及图4A～图4C说明的那样，亮度波形中的峰值部(凸状部分)与高亮度组织对应，峰值部的锐利度与接收延迟数据计算用生物体内音速相关而进行变化。因此，通过确定峰值部的锐利度成为最大的接收帧，从而确定能够使高亮度组织的影像锐化的最佳音速。
高亮度部音速运算部28可以在任何一个接收帧中，将锐利度为0(零)的像素的生物体内音速设定为无效值。另外，高亮度部音速运算部28可以运算全部接收帧中的全部像素的锐利度的平均值，将锐利度为平均值的常数倍以下的像素的生物体内音速设定为无效值。由此，能够去除噪声，抑制生物体内音速的确定精度的降低。
图9表示高亮度部音速映射数据60的一个例子。在高亮度部音速映射数据60中，由阴影线表示的像素的值是通过高亮度部音速运算部28确定的最佳音速。除此以外的像素的值被设定为无效值。
接下来，参照图10A以及图10B，对低亮度部音速运算部30的具体的处理进行说明。在图10A所示的接收帧50中表示了低亮度组织54。图10B所示的波形是低亮度组织54中的扫描方向θ的亮度波形的一部分。低亮度部音速运算部30检测亮度波形的拐点Pd(极大点)、Pe(极小点)、Pf(极小点)、Pg(极大点)，运算邻接的拐点之间的亮度梯度(ΔL/Δθ)来作为低亮度部(凹状部分)的边缘部分的亮度梯度。例如，极大点Pd与极小点Pe之间的波形部分相当于低亮度部的边缘部分S1，极小点Pf与极大点Pg之间的波形部分相当于低亮度部的边缘部分S2。另外，边缘部分S1与低亮度组织54的边界部分54a对应，边缘部分S2与低亮度组织54的边界部分54b对应。低亮度部音速运算部30单个地运算低亮度部的两侧的边缘部分S1、S2的亮度梯度。即，低亮度部音速运算部30运算边缘部分S1的亮度梯度来作为边缘部分S1的锐利度，并且运算边缘部分S2的亮度梯度来作为边缘部分S2的锐利度。
如果具体进行说明，则在扫描方向θ上观察亮度波形的梯度时，低亮度部音速运算部30运算亮度波形的下降部分(边缘部分S1)的亮度梯度的绝对值，即亮度波形的山(极大点Pd)与谷(极小点Pe)之间的亮度梯度(ΔL3/Δθ3)的绝对值，来作为边缘部分S1的锐利度。另外，低亮度部音速运算部30运算亮度波形的上升部分(边缘部分S2)的亮度梯度的绝对值，即亮度波形的谷(极小点Pf)与山(极大点Pg)之间的亮度梯度(ΔL4/Δθ4)的绝对值，来作为边缘部分S2的锐利度。
ΔL3是极大点Pd的亮度Ld与极小点Pe的亮度Le的差(Le－Ld)(＜0)。
Δθ3是扫描方向θ的极大点Pd的位置θd与极小点Pe的位置θe的差，相当于位置θd与位置θe之间的像素数。
ΔL4是极小点Pf的亮度Lf与极大点Pg的亮度Lg的差(Lg－Lf)(＞0)。
Δθ4是扫描方向θ的极小点Pf的位置θf与极大点Pg的位置θg的差，相当于位置θf与位置θg之间的像素数。
而且，低亮度部音速运算部30针对边缘部分的各像素采用相同的锐利度。在图10B所示的例子中，低亮度部音速运算部30对极大点Pd与极小点Pe之间的各像素的锐利度采用亮度梯度(ΔL3/Δθ3)的绝对值，对极小点Pf与极大点Pg之间的各像素的锐利度采用亮度梯度(ΔL4/Δθ4)的绝对值。即，极大值Pd与极小值Pe之间的各像素的锐利度成为相同的值(ΔL3/Δθ3)，极小值Pf与极大值Pg之间的各像素的锐利度成为相同的值(ΔL4/Δθ4)。
低亮度部音速运算部30针对图6所示的各个接收帧50a～50n，针对每个像素运算锐利度。
而且，低亮度部音速运算部30针对每个像素，确定在接收帧50a～50n中锐利度成为最大的接收帧，将与确定的接收帧对应的生物体内音速确定为对于低亮度组织的最佳音速。作为一个例子，在关于某个像素接收帧50a的亮度梯度为最大的情况下，低亮度部音速运算部30将与接收帧50a对应的生物体内音速V1确定为该像素的最佳音速。低亮度部音速运算部30针对每个像素确定最佳音速，生成表示各像素的最佳音速的低亮度部音速映射数据。
如参照图3A～图3C以及图5A～图5C说明的那样，亮度波形中的低亮度部(凹状部分)与低亮度组织对应，边缘部分的锐利度与接收延迟数据计算用生物体内音速相关而进行变化。因此，将亮度波形中的拐点之间(相互邻接的极小点与极大点之间)捕捉为边缘部分，确定该边缘部分的亮度梯度(锐利度)为最大的接收帧，由此确定能够使低亮度组织的影像锐化的最佳音速。
低亮度部音速运算部30可以在任何一个接收帧中，将亮度梯度(锐利度)为0(零)的像素的生物体内音速设定为无效值。另外，低亮度部音速运算部30也可以运算全部接收帧中的全部像素的亮度梯度的平均值，将亮度梯度为平均值的常数倍以下的像素的生物体内音速设定为无效值。由此，能够去除噪声，并抑制生物体内音速的确定精度的降低。
图11表示低亮度部音速映射数据的一个例子。在低亮度部音速映射数据62中，通过阴影线表示的像素的值是通过低亮度部音速运算部30确定的最佳的生物体内音速的值。除此以外的像素的值被设定为无效值。
此外，高亮度部音速运算部28以及低亮度部音速运算部30可以对接收帧应用低通滤波器(LPF)来使数据平滑化，从而从接收帧中去除噪声，并且不评价亮度波形中的关注部分(峰值部以及低亮度部的边缘部分)以外的部分。高亮度部音速运算部28以及低亮度部音速运算部30以应用了低通滤波器后的接收帧为对象运算亮度梯度(锐利度)，由此确定最佳音速。在该情况下，高亮度部音速运算部28将与低亮度组织用低通滤波器相比效果相对弱的低通滤波器应用于接收帧。与此相反，低亮度部音速运算部30将与高亮度组织用低通滤波器相比效果相对强的低通滤波器应用于接收帧。关于高亮度组织，峰值部的锐利度成为评价对象。因此，若应用效果相对强的低通滤波器，则评价对象的峰值部的梯度变缓，从而锐利度的评价精度有可能降低。因此，在高亮度部音速运算部28中，应用效果相对弱的低通滤波器。另一方面，低亮度部具有某种程度的扩展而存在，因此即使应用效果相对强的低通滤波器，对于低亮度部的扩展的影响也少。因此，为了更加有效地去除噪声，在低亮度部音速运算部30中应用效果相对强的低通滤波器。
高亮度部音速运算部28以及低亮度部音速运算部30作为一个例子，以与各深度对应的扫描方向的数据列为对象，运算各深度的各像素的锐利度。或者，高亮度部音速运算部28以及低亮度部音速运算部30也可以以与特定的深度对应的扫描方向的数据列为对象，运算该特定的深度的各像素的锐利度。或者，高亮度部音速运算部28以及低亮度部音速运算部30也可以以感兴趣区域(ROI)内的扫描方向的数据列为对象，运算该感兴趣区域中包含的各像素的锐利度。在该情况下，对于感兴趣区域(ROI)以外的区域，也可以应用基于预先设定的生物体内音速的接收延迟数据集。
接下来，参照图12，对综合处理部32的具体的处理进行说明。综合处理部32将高亮度部音速映射数据60与低亮度部音速映射数据62进行综合，由此生成综合音速映射数据70。例如，综合处理部32对高亮度部音速映射数据60覆盖更新低亮度部音速映射数据62，由此生成综合音速映射数据70。或者，综合处理部32也可以对低亮度部音速映射数据62覆盖更新高亮度部音速映射数据60，由此生成综合音速映射数据70。在进行覆盖一侧的映射数据的生物体内音速为无效值的情况下，综合处理部32不通过无效值进行覆盖更新，而采用要被覆盖的映射数据的生物体内音速值。
作为综合处理的结果，优选当在相同的像素重叠了高亮度部音速映射数据60的值与低亮度部音速映射数据62的值的情况下，综合处理部32采用高亮度部音速映射数据60的值。通常，高亮度组织的尺寸比低亮度组织的尺寸小。因此，当在重叠的像素采用低亮度部音速映射数据62的值时，有可能高亮度组织的影像埋没在低亮度组织的影像内，关于高亮度组织的接收灵敏度、图像分辨率降低。关于低亮度组织，即使对一部分应用高亮度部音速映射数据60的值，也仅针对该部分接收灵敏度、空间分辨率降低，其他部分的接收灵敏度、空间分辨率不受影响。
综合处理部32也可以将综合音速映射数据70在扫描方向θ上进行平均化，由此生成表示深度方向的各像素的最佳音速的一维的最佳音速值列(按深度的音速映射数据72)。综合处理部32也可以将综合音速映射数据70在深度方向上进行平均化，由此生成表示扫描方向θ的各像素的最佳音速的一维的最佳音速值列(按扫描位置的音速映射数据74)。并且，综合处理部32也可以求出综合音速映射数据的总平均值76来作为全部像素的代表值。除了平均值之外，综合处理部32也可以使用最佳音速的中央值或最大值，求出按深度的音速映射数据72、按扫描位置的音速映射数据74以及代表值。另外，在按深度的音速映射数据72以及按扫描位置的音速映射数据74中，在邻接的像素的音速值的差为阈值以上的情况下，综合处理部32可以对于该像素的音速值应用滤波器，从而使音速值平滑化。
将综合音速映射数据70、按深度的音速映射数据72、按扫描位置的音速映射数据74以及总平均值76提供给控制部22。控制部22基于综合音速映射数据70、按深度的音速映射数据72、按扫描位置的音速映射数据74或者总平均值76，运算最佳接收延迟数据集。此外，控制部22对于设定了无效值的像素，可以使用预先设定的音速运算接收延迟数据。在主扫描时，控制部22将最佳接收延迟数据集提供给接收部14。接收部14对于多个接收信号，按照最佳接收延迟数据集执行调相相加处理等，从而生成接收帧。使用平均化的按深度的音速映射数据72、按扫描位置的音速映射数据74或总平均值76来运算接收延迟数据集，由此与使用表示全部像素的生物体内音速的综合音速映射数据70来运算接收延迟数据集的情况相比，计算量减少。因此，控制部22的负荷减少。与此相反，在使用综合音速映射数据70的情况下，针对每个像素，运算接收延迟数据集。因此，与使用其他的音速映射数据的情况相比，影像的空间分辨率进一步提高。
另外，也可以与超声波波束的扫描面中包含的组织的位置关系对应地来选择接收延迟数据计算用音速映射数据。例如，当在扫描方向θ上横向并排存在高亮度组织与低亮度组织的情况下，优选基于按扫描位置的音速映射数据74运算接收延迟数据集。这是因为按扫描位置的音速映射数据74表示扫描方向θ的各像素的最佳音速，因此运算适合于横向并排存在的各个组织的锐化的接收延迟数据集。此外，综合处理部32也可以与组织的位置关系对应地改变综合音速映射数据70的平均化的方向来进行平均化。关于平均化的方向，例如可以由用户使用操作部24进行指定。
接下来，参照图13以及图14，对本实施方式的超声波诊断装置的动作进行说明。图13表示了主例行程序。首先，在主扫描(超声波诊断)前，判断是否执行最佳音速的确定处理(测试动作模式)(S01)。用户通过使用操作部24指示执行最速音速确定处理(S01，是)，执行最速音速的确定处理(S02)。在步骤S02中，执行后述的图14的各工序。由此，求出最佳音速，因此基于该最佳音速，运算接收延迟数据集。然后，执行主扫描(S03)。在主扫描中，通过接收部14按照基于最佳音速计算出的接收延迟数据集来执行调相相加处理。而且，执行信号处理部16以及图像形成部18的处理，由此形成显示帧列，将显示帧在显示部20进行显示。当在步骤S01中判定为不进行最速音速的确定处理的情况下(S01，否)，执行主扫描。此外，在主扫描中，在用户指示了最速音速的确定处理的情况下，也可以作为中断处理来执行步骤S02的处理。
图14表示了在图13的步骤S02中所示的最佳音速的确定处理。在执行最佳音速的确定处理之前，用户进行探头10的定位，以使观察对象包含在超声波波束的扫描面中。例如，用户一边观察在显示部20中显示的显示帧一边进行探头10的定位。在此，以图2所示的高亮度组织52以及低亮度组织54为观察对象，用户进行探头10的定位以使高亮度组织52以及低亮度组织54包含在扫描面中。在定位后，当用户使用操作部24指示了执行最佳音速的确定处理时，收发超声波来执行临时扫描(S10)。例如，从控制部22向接收部14供给与生物体内音速V1～Vn对应的多个接收延迟数据集。通过接收部14来执行按照该多个接收延迟数据集的调相相加处理等。由此，生成与生物体内音速V1～Vn对应的接收帧列(S11)。然后，最佳音速运算部26针对每个接收帧运算各像素的锐利度(S12)，基于锐利度确定各像素的最佳音速(S13)。最佳音速运算部26生成表示最佳音速的高亮度部音速映射数据与低亮度部音速映射数据，并且生成综合音速映射数据、按深度的音速映射数据等。作为一个例子，将按深度的音速映射数据提供给控制部22，控制部22基于该按深度的音速映射数据运算主扫描用接收延迟数据集(S14)。然后，执行图13所示的主扫描(步骤S03)。
如以上所述，在本实施方式中，针对各个接收帧列，基于扫描方向的亮度波形运算影像的锐利度(影像的模糊度)，将与锐利度为最大的接收帧对应的生物体内音速确定为最佳音速。通过使用该最佳音速，能够使接收延迟条件变得良好。结果，能够提高影像的空间分辨率。换句话说，从亮度波形运算的锐利度反映了影像的空间分辨率。因此，通过确定锐利度为最大的接收帧，确定能够提高影像的空间分辨率的音速。
另外，通过考虑高亮度组织以及低亮度组织各自的特征来运算并评价锐利度，能够确定用于使高亮度组织以及低亮度组织的各个影像锐化的最佳音速。高亮度组织在亮度波形中作为峰值部(凸状部分)出现。因此，通过将该峰值部捕捉为一个块来运算并评价锐利度，能够确定高亮度组织用最佳音速。另外，低亮度组织在亮度波形中作为凹状部分出现。因此，通过分别单个地运算并评价该凹状部分的两侧边缘部分的锐利度，能够确定低亮度组织用最佳音速。由此，能够生成适于观察高亮度组织以及低亮度组织两方的接收延迟数据集。因此，即便在性状不同的多个组织包含在相同的扫描面的情况下，也能够确定用于使各组织的影像锐化的最佳音速，从而能够提高各组织的影像的空间分辨率。
此外，高亮度部音速运算部28也可以通过与低亮度部音速运算部30相同的运算方法运算锐利度。换句话说，高亮度部音速运算部28也可以单个地运算峰值部的顶点的两侧的锐利度来评价锐利度。
(变形例1)
接下来，对变形例1进行说明。在变形例1中，综合处理部32选择通过高亮度部音速运算部28求得的高亮度部音速映射数据以及通过低亮度部音速运算部30求得的低亮度部音速映射数据中的某一方来作为最佳音速映射数据。
例如，当在超声波波束的扫描面上仅存在高亮度组织或低亮度组织的任意一方的情况下，不需要与不存在的组织对应的音速映射数据。在该情况下，使用与存在的组织对应的音速映射数据来运算接收延迟数据集即可。例如，如果在扫描面上不存在浸润性癌，在扫描面上存在钙化组织，则选择高亮度部音速映射数据即可。与此相反，如果在扫描面上不存在钙化组织，在扫描面上存在浸润性癌，则选择低亮度部音速映射数据即可。
关于音速映射数据的选择，可以由用户进行，也可以由综合处理部32进行。在用户选择音速映射数据的情况下，用户使用操作部24，指定高亮度组织和低亮度组织中的某一方。由此，选择与指定的组织对应的音速映射数据。综合处理部32将用户选择的音速映射数据采用为最佳音速映射数据。在综合处理部32选择音速映射数据的情况下，综合处理部32将在高亮度部音速映射数据以及低亮度部音速映射数据中无效值的像素数少的音速映射数据采用为最佳音速映射数据。将选择的最佳音速映射数据提供给控制部22。在控制部22中，基于最佳音速映射数据运算接收延迟数据。
综合处理部32也可以基于选择的最佳音速映射数据，求得按深度的音速映射数据、按扫描位置的音速映射数据或最佳音速映射数据的总平均值。将生成的映射数据提供给控制部22，在控制部22中，基于提供的映射数据来运算接收延迟数据。
此外，在用户选择了音速映射数据的情况下，最佳音速运算部26可以生成高亮度部音速映射数据和低亮度部音速映射数据中的由用户选择的音速映射数据，而不生成用户未选择的音速映射数据。
接下来，参照图15所示的流程图，对变形例1的处理进行说明。图15所示的处理与在图13的步骤S02中表示的最佳音速的确定处理对应。在执行最佳音速的确定处理前，用户使用操作部24，选择高亮度部音速映射数据和低亮度部音速映射数据中的作为最佳音速映射数据使用的音速映射数据(S20)。例如，用户一边观察显示部20中显示的显示帧，一边选择与显示帧表示的组织(扫描面中包含的组织)对应的音速映射数据即可。而且，与上述的实施方式相同地，执行临时扫描(S21)，生成与多个生物体内音速对应的接收帧列(S22)，针对每个接收帧运算各像素的锐利度(S23)，基于锐利度确定各像素的最佳音速(S24)。而且，通过最佳音速运算部26，生成高亮度部音速映射数据以及低亮度部音速映射数据，把在步骤S20中选择的音速映射数据提供给控制部22。在控制部22中，基于选择的音速映射数据，运算主扫描用接收延迟数据集(S25)。而且，执行图13所示的主扫描(步骤S03)。
此外，在综合处理部32选择最佳音速映射数据的情况下，省略步骤S20的处理。在该情况下，由综合处理部32选择无效值的像素数少的音速映射数据，并将其提供给控制部22。
如以上那样，采用与扫描面中存在的组织对应的音速映射数据来作为最佳音速映射数据，与采用将高亮度部音速映射数据与低亮度部音速映射数据进行综合而得到的综合音速映射数据的情况相比，能够使延迟处理条件变得良好。由此，能够提高影像的空间分辨率。
(变形例2)
接下来，对变形例2进行说明。在变形例2中，综合处理部32对综合音速映射数据的无效值的像素数进行计数。在无效值的像素数为预先设定的阈值以上的情况下，综合处理部32将表示最佳的生物体内音速为无效的无效信息输出至控制部22。在该情况下，控制部22将在最佳音速确定处理前使用的接收延迟数据集提供给接收部14。例如，控制部22将基于默认的生物体内音速的接收延迟数据集提供给接收部14。
参照图16所示的流程图对变形例2的处理进行说明。图16所示的处理与在图13的步骤S02中所示的最佳音速的确定处理对应。与上述的实施方式相同地，执行临时扫描(S30)。由此，生成与多个生物体内音速对应的接收帧列(S31)，针对每个接收帧运算各像素的锐利度(S32)，基于锐利度确定各像素的最佳音速(S33)。综合处理部32将高亮度部音速映射数据与低亮度部音速映射数据进行综合来生成综合音速映射数据，对综合音速映射数据中的无效值的像素数进行计数。在无效值的像素数不足阈值的情况下(S34，是)，综合处理部32将综合音速映射数据提供给控制部22。控制部22基于综合音速映射数据，运算主扫描用接收延迟数据集(S35)。另一方面，在无效值的像素数为阈值以上的情况下(S34，否)，综合处理部32将无效信息输出至控制部22。控制部22将在最佳音速确定处理前所使用的接收延迟数据集作为主扫描用接收延迟数据集提供给接收部14(S36)。然后，执行图13所示的主扫描(步骤S03)。
如以上那样，即使在综合音速映射数据中无效值的像素数成为阈值以上的情况下，通过使用最佳音速确定处理前所使用的接收延迟数据，能够形成观察对象的超声波图像。此外，也可以将变形例1、2进行组合。在该情况下，综合处理部32对选择的最佳音速映射数据中的无效值的像素数进行计数，并进行与该像素数对应的处理(步骤S35或者步骤S36的处理)即可。
在上述的实施方式以及变形例中，基于信号处理部16的处理后的信号确定最佳音速，但也可以基于信号处理部16的处理前的信号确定最佳音速。另外，也可以基于数字扫描转换后的信号确定最佳音速。
附图标记的说明
10 探头
12 发送部
14 接收部
16 信号处理部
18 图像形成部
20 显示部
22 控制部
24 操作部
26 最佳音速运算部
28 高亮度部音速运算部
30 低亮度部音速运算部
32 综合处理部。

Claims (10)

1.一种超声波诊断装置，其特征在于，具有：
生成部，其通过反复对被检体扫描超声波波束，生成多个帧；
预扫描控制部，其针对上述生成部，以帧为单位尝试性地依次设定基于多个临时音速的多个延迟处理条件，由此生成多个临时帧；
波形解析部，其针对上述各临时帧中的沿着预先设定的方向的至少一个参照数据列，执行用于评价影像的锐利度的波形解析，由此取得针对上述多个临时帧的多个波形解析结果；
最佳音速运算部，其基于上述多个波形解析结果，运算最佳音速；以及
主扫描控制部，其针对上述生成部设定基于上述最佳音速的主扫描用延迟处理条件。
2.根据权利要求1所述的超声波诊断装置，其特征在于，
上述预先设定的方向是波束扫描方向，
上述波形解析部在上述参照数据列的多个位置执行局部波形解析，由此求出构成上述波形解析结果的局部波形解析值列。
3.根据权利要求2所述的超声波诊断装置，其特征在于，
上述波形解析部对于在上述各临时帧上在深度方向上排列的多个参照数据列单个地执行波形解析，由此取得构成上述波形解析结果的局部波形解析值矩阵。
4.根据权利要求3所述的超声波诊断装置，其特征在于，
上述波形解析部包含：
第一波形解析部，其对于上述各临时帧上的多个参照数据列执行第一波形解析，由此取得与上述多个临时帧对应的多个第一局部波形解析值矩阵；以及
第二波形解析部，其对于上述各临时帧上的多个参照数据列执行与上述第一波形解析不同的第二波形解析，由此取得与上述多个临时帧对应的多个第二局部波形解析值矩阵，
上述最佳音速运算部基于上述多个第一局部波形解析值矩阵以及上述多个第二局部波形解析值矩阵来运算上述最佳音速。
5.根据权利要求4所述的超声波诊断装置，其特征在于，
在上述第一波形解析中，针对山状的每个峰值部解析锐利度，
在上述第二波形解析中，针对凹状的每个低亮度部解析锐利度。
6.根据权利要求5所述的超声波诊断装置，其特征在于，
在上述第二波形解析中，对于上述低亮度部具有的两个边缘单个地解析梯度，基于这些梯度解析该低亮度部整体的锐利度。
7.根据权利要求4所述的超声波诊断装置，其特征在于，
上述最佳音速运算部包含：
基于上述多个第一局部波形解析值矩阵，生成表示在波束扫描面上的各位置的最佳音速的第一最佳音速图的功能；以及
基于上述多个第二局部波形解析值矩阵，生成表示在上述波束扫描面上的各位置的最佳音速的第二最佳音速图的功能，
基于上述第一最佳音速图以及上述第二最佳音速图，求出上述主扫描用最佳音速。
8.根据权利要求7所述的超声波诊断装置，其特征在于，
上述最佳音速运算部包含将上述第一最佳音速图以及上述第二最佳音速图进行合成来生成合成图的功能。
9.根据权利要求8所述的超声波诊断装置，其特征在于，
上述最佳音速运算部包含如下功能：
针对构成上述合成图的多个最佳音速执行聚集处理，由此运算规定上述主扫描用延迟处理条件的一个或多个最佳音速。
10.根据权利要求4所述的超声波诊断装置，其特征在于，
上述波形解析部还包含：
第一低通滤波器，其对于上述各临时帧上的多个参照数据列进行第一滤波处理；以及
第二低通滤波器，其对于上述各临时帧上的多个参照数据列进行效果比上述第一滤波处理强的第二滤波处理，
上述第一波形解析部对于上述第一滤波处理后的上述各临时帧上的多个参照数据列执行第一波形解析，
上述第二波形解析部对于上述第二滤波处理后的上述各临时帧上的多个参照数据列执行第二波形解析。
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