WO2012029287A1 - 超音波診断装置 - Google Patents

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WO2012029287A1
WO2012029287A1 PCT/JP2011/004818 JP2011004818W WO2012029287A1 WO 2012029287 A1 WO2012029287 A1 WO 2012029287A1 JP 2011004818 W JP2011004818 W JP 2011004818W WO 2012029287 A1 WO2012029287 A1 WO 2012029287A1
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WO
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image data
angle
ultrasonic
tomographic image
unit
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PCT/JP2011/004818
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English (en)
French (fr)
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篤司 鷲見
健一 市岡
重光 中屋
Original Assignee
株式会社 東芝
東芝メディカルシステムズ株式会社
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Publication date
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Priority to CN2011800021799A priority patent/CN102487603A/zh
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    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/08—Detecting organic movements or changes, e.g. tumours, cysts, swellings
    • A61B8/0891—Detecting organic movements or changes, e.g. tumours, cysts, swellings for diagnosis of blood vessels
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/13—Tomography
    • A61B8/14—Echo-tomography
    • A61B8/145—Echo-tomography characterised by scanning multiple planes
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • 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
    • G01S15/00—Systems using the reflection or reradiation of acoustic waves, e.g. sonar systems
    • G01S15/88—Sonar systems specially adapted for specific applications
    • G01S15/89—Sonar systems specially adapted for specific applications for mapping or imaging
    • G01S15/8906—Short-range imaging systems; Acoustic microscope systems using pulse-echo techniques
    • G01S15/8995—Combining images from different aspect angles, e.g. spatial compounding
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • 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
    • G01S7/00—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00
    • G01S7/52—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00 of systems according to group G01S15/00
    • G01S7/52017—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00 of systems according to group G01S15/00 particularly adapted to short-range imaging
    • G01S7/52046—Techniques for image enhancement involving transmitter or receiver
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/48—Diagnostic techniques
    • A61B8/483—Diagnostic techniques involving the acquisition of a 3D volume of data

Definitions

  • Embodiments of the present invention relate to an ultrasonic diagnostic apparatus.
  • the ultrasonic diagnostic apparatus there is a technique called compound scanning.
  • compound scanning the deflection angle is changed and ultrasonic waves (transmission beams) are transmitted to the subject.
  • a plurality of ultrasonic image data is generated based on each transmission beam having a different deflection angle.
  • compound scanning the plurality of ultrasonic image data are combined and displayed.
  • An example of a method for synthesizing ultrasonic image data is addition averaging.
  • the intensity of the echo signal received by the ultrasonic diagnostic apparatus varies depending on the angle between the structure in the living body and the transmission beam.
  • image data with high sensitivity can be obtained with a transmission beam with a certain deflection angle, but image data with reduced sensitivity can be obtained with scanning with a transmission beam with another deflection angle.
  • image data with good sensitivity and the image data with low sensitivity are added and averaged as described above, the signal intensity at that portion is lowered.
  • a method of avoiding a decrease in signal intensity there is a method of displaying the maximum pixel value at the same position among a plurality of ultrasonic image data. Although this method can prevent the signal of the structure from being lowered, the artifact may be easily noticeable.
  • This embodiment is intended to provide an ultrasonic diagnostic apparatus capable of generating an image of a structure with high sensitivity and artifacts that are not noticeable.
  • the medical image processing apparatus includes an imaging unit, a calculation unit, and a synthesis unit.
  • the imaging unit transmits the ultrasonic wave to the subject by deflecting the ultrasonic wave at a plurality of different deflection angles.
  • the imaging unit receives an echo signal from the subject and generates a plurality of ultrasonic image data with different ultrasonic deflection angles.
  • the calculation means obtains an angle-dependent tendency to the deflection angle between the plurality of ultrasonic image data based on the plurality of ultrasonic image data.
  • the synthesizing unit synthesizes the plurality of ultrasonic image data by changing the weights of the plurality of ultrasonic image data according to the angle-dependent tendency.
  • FIG. 1 is a block diagram of an ultrasonic diagnostic apparatus according to a first embodiment. It is a figure which shows the concept of a scan. It is a figure which shows an ultrasonic image typically. It is a figure which shows the concept of a scan. It is a flowchart which shows a series of operation
  • FIG. 1 is a block diagram of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the first embodiment.
  • the ultrasonic diagnostic apparatus according to the first embodiment includes an ultrasonic probe 1, a transmission / reception unit 2, a signal processing unit 3, an image generation unit 4, a calculation unit 5, a synthesis unit 6, and a display control unit 7.
  • the ultrasonic probe 1 uses a one-dimensional array probe in which a plurality of ultrasonic transducers are arranged in a line in the scanning direction, or a two-dimensional array probe in which a plurality of ultrasonic transducers are two-dimensionally arranged. It is done.
  • the ultrasonic probe 1 transmits an ultrasonic wave to the subject and receives a reflected wave from the subject as an echo signal.
  • the transmission / reception unit 2 includes a transmission unit 21 and a reception unit 22.
  • the transceiver 2 supplies an electrical signal to the ultrasonic probe 1 to generate an ultrasonic wave.
  • the transmission / reception unit 2 receives an echo signal received by the ultrasonic probe 1.
  • the transmitter 21 supplies an electrical signal to the ultrasonic probe 1 to generate an ultrasonic wave.
  • the transmission unit 21 supplies an electrical signal to the ultrasonic probe 1 to transmit ultrasonic waves that have been beam-formed (transmission beam-formed) to a predetermined focal point.
  • the transmission unit 21 includes, for example, a clock generator (not shown), a transmission delay circuit, and a pulsar circuit.
  • the clock generator generates a clock signal that determines the transmission timing and transmission frequency of the ultrasonic signal.
  • the transmission delay circuit applies a delay when transmitting ultrasonic waves.
  • the transmission delay circuit focuses the ultrasonic wave to a predetermined depth by the focusing delay time, transmits the ultrasonic wave in a predetermined direction by the deflection delay time, and performs transmission focusing.
  • the pulsar circuit has as many pulsars as the number of individual channels corresponding to each ultrasonic transducer.
  • the pulsar circuit generates a drive pulse at a transmission timing to which a delay has been applied, and supplies the drive pulse to each ultrasonic transducer of the ultrasonic probe 1.
  • the receiving unit 22 receives an echo signal received by the ultrasonic probe 1.
  • the receiving unit 22 performs a delay process on the echo signal. By this processing, the analog echo signal is converted into phased (receive beamformed) digital data.
  • the receiving unit 22 includes, for example, a preamplifier circuit, an A / D converter, a reception delay circuit, and an adder (not shown).
  • the preamplifier circuit amplifies the echo signal output from each ultrasonic transducer of the ultrasonic probe 1 for each reception channel.
  • the A / D converter converts the amplified echo signal into a digital signal.
  • the reception delay circuit gives a delay time necessary for determining the reception directivity to the echo signal converted into the digital signal.
  • the reception delay circuit digitally combines a focusing delay time for focusing ultrasonic waves from a predetermined depth and a deflection delay time for setting reception directivity with respect to a predetermined direction. Is given to the echo signal.
  • the adder adds echo signals given delay times. By the addition, the reflection component from the direction corresponding to the reception directivity is emphasized. In other words, the echo signal obtained from the predetermined direction is phased and added by the reception delay circuit and the adder.
  • the receiving unit 22 outputs the echo signal subjected to the delay process to the signal processing unit 3.
  • the signal processing unit 3 has a B-mode processing unit.
  • the B mode processing unit receives the echo signal from the receiving unit 22 and visualizes the amplitude information of the echo signal. Specifically, the B mode processing unit performs band pass filter processing on the echo signal. Thereafter, the B-mode processing unit detects the envelope of the output signal and performs compression processing by logarithmic conversion on the detected data.
  • the signal processing unit 3 may have a CFM (Color Flow Mapping) processing unit.
  • the CFM processing unit visualizes blood flow information. Blood flow information is obtained as binarized information. Blood flow information includes information such as speed, distribution, or power. Further, the signal processing unit 3 may have a Doppler processing unit.
  • the Doppler processing unit extracts the Doppler shift frequency component by detecting the phase of the echo signal.
  • the Doppler processing unit generates a Doppler frequency distribution representing the blood flow velocity by performing FFT processing.
  • the signal processing unit 3 outputs an echo signal (ultrasonic raster data) subjected to the signal processing to the image generation unit 4.
  • the image generation unit 4 generates ultrasonic image data based on the echo signal (ultrasonic raster data) after the signal processing output from the signal processing unit 3.
  • the image generation unit 4 includes, for example, a DSC (Digital Scan Converter).
  • the image generation unit 4 converts the echo signal after the signal processing represented by the signal line of the scanning line into image data represented by the orthogonal coordinate system (scan conversion processing).
  • the image generation unit 4 performs scan conversion processing on the echo signal that has been subjected to signal processing by the B-mode processing unit. By this scan conversion process, B-mode image data representing the shape of the tissue of the subject is generated.
  • the image generation unit 4 outputs ultrasonic image data to the calculation unit 5 and the synthesis unit 6, respectively.
  • the ultrasonic probe 1 and the transmission / reception unit 2 scan the cross section in the subject with ultrasonic waves.
  • the image generation unit 4 generates B-mode image data (tomographic image data) that two-dimensionally represents the shape of the tissue in the cross section.
  • the ultrasonic probe 1 and the transmission / reception unit 2 may acquire volume data by scanning a three-dimensional region with ultrasonic waves.
  • the image generation unit 4 may perform volume rendering on the volume data. Volume rendering generates three-dimensional image data that three-dimensionally represents the shape of the tissue.
  • the image generation unit 4 may perform MPR (Multi Planar Reconstruction) processing on the volume data. Image data (MPR image data) in an arbitrary cross section is generated by the MPR process.
  • the ultrasonic probe 1, the transmission / reception unit 2, the signal processing unit 3, and the image generation unit 4 constitute an example of “imaging means”.
  • the ultrasonic diagnostic apparatus may include an image storage unit (not shown).
  • the image storage unit stores data obtained by the ultrasonic diagnostic apparatus according to this embodiment.
  • the image storage unit stores the echo signal output from the reception unit 22.
  • the image storage unit may store the ultrasonic raster data output from the signal processing unit 3.
  • the image storage unit may store ultrasonic image data such as tomographic image data output from the image generation unit 4.
  • the ultrasonic diagnostic apparatus transmits and receives ultrasonic waves by deflecting ultrasonic waves at a plurality of different deflection angles.
  • the ultrasonic diagnostic apparatus generates a plurality of pieces of ultrasonic image data having different ultrasonic deflection angles based on the received echo signals.
  • the control unit 9 controls the deflection angle.
  • the control unit 9 outputs a control signal including information indicating the deflection angle to the transmission / reception unit 2.
  • the transmission / reception unit 2 transmits / receives ultrasonic waves by changing the deflection angle under the control of the control unit 9.
  • An operator may input an arbitrary deflection angle using the operation unit 82, or the deflection angle may be preset in the control unit 9.
  • FIG. 2 is a diagram showing the concept of scanning. In this embodiment, a case where tomographic image data is generated as an example of ultrasonic image data will be described.
  • the transmission / reception unit 2 transmits / receives ultrasonic waves under the control of the control unit 9 by deflecting ultrasonic waves to the first deflection angle, the second deflection angle, and the third deflection angle, respectively.
  • the first deflection angle is an angle between the second deflection angle and the third deflection angle.
  • the first deflection angle a case where the deflection angle is 0 ° will be described. That is, the first deflection angle corresponds to an angle when the ultrasonic wave is not deflected.
  • the second deflection angle and the third deflection angle are angles that are deflected to the opposite sides with the first deflection angle in between.
  • the first deflection angle, the second deflection angle, and the third deflection angle may be input by the operator using the operation unit 82.
  • the image generation unit 4 generates tomographic image data C in which the ultrasonic waves are deflected to the first deflection angle. Further, the image generation unit 4 generates tomographic image data L1 in which the ultrasonic wave is deflected to the second deflection angle. Further, the tomographic image data R1 in which the ultrasonic wave is deflected to the third deflection angle is generated.
  • FIG. 2 schematically shows each tomographic image data.
  • the tomographic image data C shown in FIG. 2 is image data in which an ultrasonic wave is deflected to a first deflection angle (deflection angle is 0 °). That is, the tomographic image data C is image data obtained without deflecting ultrasonic waves.
  • the tomographic image data L1 is image data obtained by deflecting an ultrasonic wave at a second deflection angle (left side in FIG. 2).
  • the tomographic image data R1 is image data obtained by deflecting an ultrasonic wave at a third deflection angle (right side in FIG. 2).
  • the tomographic image data C, the tomographic image data L1, and the tomographic image data R1 are combined by the combining unit 6 described later.
  • synthesized image data TC shown in FIG. 2 is generated.
  • FIG. 3 is a diagram schematically showing an ultrasonic image.
  • tomographic image data C tomographic image data L1
  • blood vessel images on the same short-axis cross-section are represented.
  • a blood vessel image 200 is represented in the tomographic image data C.
  • a blood vessel image 300 is represented in the tomographic image data L1.
  • a blood vessel image 400 is represented in the tomographic image data R1.
  • the blood vessel image 200, the blood vessel image 300, and the blood vessel image 400 are images on the same short-axis cross section.
  • the intensity of the echo signal from the structure orthogonal to the transmission beam is relatively high.
  • the position of the structure itself does not change, the intensity distribution of the echo signal changes depending on the deflection angle of the transmission beam.
  • the region 210 of the blood vessel image 200 is a region orthogonal to the transmission beam. For this reason, the intensity of the echo signal from the region 210 is relatively high. Since the tomographic image data C is an image based on an ultrasonic wave having a deflection angle of 0 °, the region 210 corresponding to the upper and lower blood vessel walls is clearly depicted. A virtual image 220 appears on the axis of the transmission beam.
  • the region 310 of the blood vessel image 300 is a region orthogonal to the transmission beam. For this reason, the intensity of the echo signal from the region 310 becomes relatively high. Since the tomographic image data L1 is an image based on the ultrasonic wave deflected to the second deflection angle (left side in FIG. 2), the transmission beam is transmitted from the right side of the blood vessel. Therefore, the region 310 inclined according to the second deflection angle is clearly depicted. The virtual image 320 also appears at a position inclined according to the second deflection angle.
  • the region 410 of the blood vessel image 400 is a region orthogonal to the transmission beam. For this reason, the intensity of the echo signal from the region 410 becomes relatively high. Since the tomographic image data R1 is an image based on the ultrasonic wave deflected to the third deflection angle (right side in FIG. 2), a transmission beam is transmitted from the left side of the blood vessel. Therefore, the region 410 inclined according to the third deflection angle is clearly depicted. The virtual image 420 also appears at a position inclined according to the third deflection angle.
  • the distribution of the intensity of the echo signal from the structure changes.
  • the position and intensity at which the artifact is generated also changes.
  • the change in the intensity distribution of the echo signal from the structure due to the deflection angle of the transmission beam and the change in the artifact generation position due to the deflection angle of the transmission beam are patterned.
  • the intensity distribution of the echo signal from the structure and the generation position of the artifact are classified according to the deflection angle of the transmission beam.
  • the classification is defined in advance as a transmission beam angle-dependent pattern (angle-dependent tendency).
  • Pattern SC Echo signal from structure easy to reflect on transmission beam with first deflection angle (deflection angle 0 °)
  • Pattern SL Structure easy to reflect on transmission beam with second deflection angle (deflected to left) Echo signal from body
  • Pattern SR Echo signal from structure easy to reflect on transmission beam with third deflection angle (deflected to right)
  • Pattern AC Transmit beam with first deflection angle (deflection angle 0 °) Artifact pattern that tends to occur in the pattern
  • AL Artifact pattern that tends to occur in the transmission beam of the second deflection angle (deflected to the left)
  • AR Artifact that tends to occur in the transmission beam of the third deflection angle (deflected to the right)
  • the image of the region 210 corresponding to the blood vessel wall corresponds to the image of the pattern SC.
  • the virtual image 220 corresponds to the artifact of the pattern AC.
  • the image of the region 310 corresponding to the blood vessel wall corresponds to the image of the pattern SL.
  • the virtual image 320 corresponds to the artifact of the pattern AL.
  • the image of the region 410 corresponding to the blood vessel wall corresponds to the image of the pattern SR.
  • the virtual image 420 corresponds to the artifact of the pattern AR.
  • the calculation unit 5 includes a difference calculation unit 51 and an angle dependence determination unit 52.
  • the calculation unit 5 obtains an angle-dependent pattern (angle-dependent tendency) between a plurality of ultrasonic image data.
  • the angle-dependent pattern is obtained based on a plurality of tomographic image data having different ultrasonic deflection angles.
  • the difference calculation unit 51 obtains a difference between a plurality of tomographic image data having different ultrasonic deflection angles. Moreover, the difference output part 51 calculates
  • the difference calculation unit 51 uses the tomographic image data C (x, y) and the tomographic image data L1 (x , Y) and the tomographic image data R1 (x, y). And the difference calculation part 51 calculates
  • the difference calculation unit 51 obtains a difference between pixel values such as luminance for each pixel (x, y), and further obtains an absolute value of the difference for each pixel (x, y).
  • the difference calculation unit 51 obtains the absolute value CR (x, y) of the difference between the tomographic image data C (x, y) and the tomographic image data R1 (x, y) for each pixel (x, y).
  • the difference calculation unit 51 obtains the absolute value CL (x, y) of the difference between the tomographic image data C (x, y) and the tomographic image data L1 (x, y) for each pixel (x, y).
  • the difference calculation unit 51 obtains the absolute value LR (x, y) of the difference between the tomographic image data L1 (x, y) and the tomographic image data R1 (x, y) for each pixel (x, y).
  • equations for the absolute value CR (x, y), the absolute value CL (x, y), and the absolute value LR (x, y) are shown.
  • the difference calculation unit 51 outputs the absolute values CR (x, y), CL (x, y), and LR (x, y) of the differences obtained based on the above formula to the angle dependence determination unit 52.
  • the absolute values CR (x, y), CL (x, y), and LR (x, y) are used to determine an angle-dependent pattern (angle-dependent tendency) to the deflection angle of tomographic image data. It is done.
  • the absolute values CR (x, y) and CL (x, y) are used to determine the angle-dependent direction.
  • the absolute values CL (x, y) and CR (x, y) are based on the first deflection angle as the second deflection angle direction (left direction) or the third deflection angle direction ( It shows which direction is more dependent on the right direction).
  • the absolute value LR (x, y) indicates the magnitude of the degree of angle dependence.
  • the absolute value CR (x, y) corresponds to an example of the first difference.
  • the absolute value CL (x, y) corresponds to an example of the second difference.
  • the absolute value LR (x, y) corresponds to an example of a third difference.
  • the angle dependence determination unit 52 obtains an angle dependence pattern (angle dependence tendency) between a plurality of ultrasonic image data based on the combination of absolute values of the differences obtained by the difference calculation unit 51. Specifically, the angle dependence determining unit 52 determines which deflection angle direction the intensity of the echo signal is relatively high. Alternatively, the angle dependence determining unit 52 determines which deflection angle direction the signal strength of the artifact is relatively high. For example, a threshold for the absolute value CR (x, y) is set as a threshold Th1. Further, a threshold value for the absolute value CL (x, y) is set as a threshold value Th2. Further, a threshold for the absolute value LR (x, y) is set as a threshold Th3. These threshold values are criteria for determining an angle-dependent pattern. These threshold values are stored in advance in a storage unit (not shown), for example. Further, the operator may input a threshold value using the operation unit 82.
  • the angle dependence determining unit 52 obtains the angle dependence pattern ADP (x, y) for each pixel (x, y) using the threshold values Th1, Th2, and Th3.
  • the angle-dependent pattern ADP (x, y) is obtained by dividing into seven conditions.
  • the angle dependence determining unit 52 determines that the intensity of the echo signal reflected from the structure by the transmission beam having the first deflection angle (deflection angle is 0 °) is relatively high.
  • the absolute value CR (x, y) is less than the threshold value Th1
  • the absolute value CL (x, y) is less than the threshold value Th2
  • the difference between the tomogram data C (x, y) and the tomogram data R1 (x, y) is relatively small, and the tomogram data C (x, y) and the tomogram data L1 (x, y). Is relatively small, it is assumed that the echo signal or artifact is independent of the deflection angle.
  • the absolute value LR (x, y) is less than the threshold Th3
  • the difference between the tomographic image data L1 (x, y) and the tomographic image data R1 (x, y) is small, and the second deflection angle It is estimated that the dependence on the direction (left direction) or the direction of the third deflection angle (right direction) is small.
  • the angle dependency determining unit 52 determines the angle dependency.
  • the pattern ADP (x, y) is determined as “pattern SC”.
  • the angle dependence determination unit 52 determines that the intensity of the echo signal reflected from the structure by the transmission beam having the second deflection angle (deflected to the left) is relatively high.
  • the absolute value CR (x, y) is less than the threshold value Th1 and the absolute value CL (x, y) is greater than the threshold value Th2, the echo signal or artifact is transmitted in the second deflection angle direction (left direction). ) Is estimated to be angle dependent.
  • the difference between the tomogram data C (x, y) and the tomogram data R1 (x, y) is relatively small, and the tomogram data C (x, y) and the tomogram data L1 (x, y). Is relatively large, it is estimated that the echo signal or artifact is angularly dependent on the direction of the second deflection angle (the left direction).
  • the absolute value LR (x, y) is larger than the threshold Th3
  • the absolute value LR (x , Y) is estimated to be less than the threshold Th3.
  • the absolute value LR (x, y) is estimated to be larger than the threshold Th3.
  • the difference between the tomographic image data C (x, y) and the tomographic image data L1 (x, y) is estimated to be a difference in the intensity of the echo signal from the structure. Therefore, when the absolute value CR (x, y), the absolute value CL (x, y), and the absolute value LR (x, y) satisfy the second condition, the angle dependency determining unit 52 determines the angle dependency.
  • the pattern ADP (x, y) is determined as “pattern SL”.
  • the angle dependence determination unit 52 determines that the intensity of the echo signal reflected from the structure by the transmission beam having the third deflection angle (deflected to the right) is relatively high.
  • the absolute value CR (x, y) is larger than the threshold value Th1 and the absolute value CL (x, y) is less than the threshold value Th2, the echo signal or artifact is in the direction of the third deflection angle (right direction). It is estimated that it depends on the angle.
  • the difference between the tomographic image data C (x, y) and the tomographic image data R1 (x, y) is relatively large, and the difference between the tomographic image data C and the tomographic image data L1 is relatively small.
  • the echo signal or artifact is estimated to be angularly dependent on the direction of the third deflection angle (right side direction).
  • the absolute value LR (x, y) is larger than the threshold Th3, in the tomographic image data L1 (x, y) and the tomographic image data R1 (x, y)
  • the difference between the tomographic image data C (x, y) and the tomographic image data R1 (x, y) is estimated to be a difference in the intensity of the echo signal from the structure. Therefore, when the absolute value CR (x, y), the absolute value CL (x, y), and the absolute value LR (x, y) satisfy the third condition, the angle dependency determining unit 52 determines the angle dependency.
  • the pattern ADP (x, y) is determined as “pattern SR”.
  • the difference between the tomographic image data C (x, y) and the tomographic image data R1 (x, y) is relatively large, and the tomographic image data C (x, y) and the tomographic image data L1 (x, y). Is relatively large, the echo signal or artifact is assumed to be angularly dependent on the direction of the second deflection angle (left direction) or the direction of the third deflection angle (right direction). Is done.
  • the absolute value LR (x, y) is less than the threshold Th3
  • the intensity of the echo signal from the structure is detected in the tomographic image data L1 (x, y) and the tomographic image data R1 (x, y). The difference is estimated to be small.
  • the absolute value LR (x, y) is estimated to be larger than the threshold value Th3.
  • the signal strength of the artifact is relatively low, the difference between the tomographic image data L1 (x, y) and the tomographic image data R1 (x, y) is relatively small even if there is an angle dependence, and the absolute value.
  • LR (x, y) is estimated to be less than the threshold Th3.
  • the difference between the tomographic image data C (x, y) and the tomographic image data R1 (x, y) is estimated to be a difference in the signal strength of the artifact. Further, the difference between the tomographic image data C (x, y) and the tomographic image data L1 (x, y) is estimated to be a difference in the signal strength of the artifact. Therefore, when the absolute value CR (x, y), the absolute value CL (x, y), and the absolute value LR (x, y) satisfy the fourth condition, the angle dependency determining unit 52 determines the angle dependency.
  • the pattern ADP (x, y) is determined as “pattern AC”.
  • the angle dependency determination unit 52 determines the angle dependency.
  • the pattern ADP (x, y) is determined as “pattern AL”.
  • the angle dependency determining unit 52 determines the angle dependency.
  • the pattern ADP (x, y) is determined as “pattern AR”.
  • the determination unit 52 determines the angle-dependent pattern ADP (x, y) to be “pattern zero”.
  • the angle dependence determination unit 52 outputs pattern information indicating the angle dependence pattern ADP (x, y) of each pixel (x, y) to the synthesis unit 6.
  • the combining unit 6 generates combined image data by combining the plurality of tomographic image data with weights.
  • the synthesis unit 6 changes the weight of each pixel (x, y) of the plurality of tomographic image data according to the angle-dependent pattern ADP (x, y) of each pixel (x, y).
  • the combining unit 6 combines a plurality of tomographic image data based on this weighting. For example, the synthesizing unit 6 sets the weight of each pixel (x, y) of the tomographic image data C (x, y), tomographic image data L1 (x, y), and tomographic image data R1 (x, y) as an angle.
  • the combining unit 6 combines the tomographic image data C (x, y), the tomographic image data L1 (x, y), and the tomographic image data R1 (x, y) based on this weighting. In this way, the synthesizer 6 generates synthesized image data TC (x, y).
  • a synthesis method according to the angle-dependent pattern ADP (x, y) will be described.
  • the synthesizing unit 6 obtains synthesized image data TC (x, y) according to the following equation.
  • TC (x, y) ⁇ C (x, y) + L1 (x, y) + R1 (x, y) ⁇ / 3
  • the synthesizer 6 adds and averages all the tomographic image data. By this addition averaging, the synthesizing unit 6 generates synthesized image data TC (x, y).
  • the synthesizing unit 6 adds the same weight to the tomographic image data C (x, y), the tomographic image data L1 (x, y), and the tomographic image data R1 (x, y).
  • the synthesizing unit 6 generates synthesized image data TC (x, y).
  • the synthesizing unit 6 selects all the tomographic image data among the tomographic image data C (x, y), the tomographic image data L1 (x, y), and the tomographic image data R1 (x, y), Addition and averaging of all tomographic image data.
  • the synthesizing unit 6 generates synthesized image data TC (x, y).
  • the synthesizing unit 6 By this addition averaging, the synthesizing unit 6 generates synthesized image data TC (x, y). That is, the composition unit 6 sets the weight for the tomographic image data C (x, y) and the tomographic image data L1 (x, y) to “0.5”, and sets the weight for the tomographic image data R1 (x, y) to “ Weighted “0”. Based on this weighting, the synthesizer 6 adds tomographic image data C (x, y), tomographic image data L1 (x, y), and tomographic image data R1 (x, y). By this addition, the synthesizing unit 6 generates synthesized image data TC (x, y).
  • the synthesizing unit 6 includes the tomographic image data C (x, y) among the tomographic image data C (x, y), the tomographic image data L1 (x, y), and the tomographic image data R1 (x, y). And tomographic image data L1 (x, y) are selected, and the tomographic image data C (x, y) and the tomographic image data L1 (x, y) are added and averaged.
  • the composite image data TC (x, y) is generated by this averaging.
  • the angle-dependent pattern ADP (x, y) is the pattern SL, two tomographic image data having good echo signal sensitivity among the three tomographic image data are added and averaged.
  • the two tomographic image data are the tomographic image data C and the tomographic image data L1. Since the low-sensitivity tomographic image data R1 is not used for the addition average, it is possible to suppress a decrease in sensitivity due to the addition average compared to the case where all three tomographic image data are averaged.
  • the synthesizing unit 6 By this addition averaging, the synthesizing unit 6 generates synthesized image data TC (x, y). That is, the composition unit 6 sets the weight for the tomographic image data C (x, y) and the tomographic image data R1 (x, y) to “0.5” and sets the weight for the tomographic image data L1 (x, y) to “ Weighted “0”. Based on this weighting, the synthesizer 6 adds tomographic image data C (x, y), tomographic image data L1 (x, y), and tomographic image data R1 (x, y). By this addition, the synthesizing unit 6 generates synthesized image data TC (x, y).
  • the synthesizing unit 6 includes the tomographic image data C (x, y) among the tomographic image data C (x, y), the tomographic image data L1 (x, y), and the tomographic image data R1 (x, y). And tomogram data R1 (x, y) are selected, and tomogram data C (x, y) and tomogram data R1 (x, y) are added and averaged. By this averaging, the synthesis unit 6 generates synthesized image data TC (x, y). When the angle-dependent pattern ADP (x, y) is the pattern SR, two tomographic image data having good echo signal sensitivity among the three tomographic image data are added and averaged.
  • the two tomographic image data are the tomographic image data C and the tomographic image data R1. Since the low-sensitivity tomographic image data L1 is not used for the addition average, it is possible to suppress a decrease in sensitivity due to the addition average compared to the case where all three tomographic image data are averaged.
  • the synthesizing unit 6 obtains synthesized image data TC (x, y) according to the following equation.
  • TC (x, y) ⁇ L1 (x, y) + R1 (x, y) ⁇ / 2
  • the synthesizer 6 generates the tomographic image data L1 (x, y) and the tomographic image data R1 (x, y). Are averaged. By this addition averaging, the synthesizing unit 6 generates synthesized image data TC (x, y).
  • the composition unit 6 sets the weight for the tomographic image data C (x, y) to “0”, and sets the weight for the tomographic image data L1 (x, y) and the tomographic image data R1 (x, y) to “0. 5 ". Based on this weighting, the synthesizer 6 adds tomographic image data C (x, y), tomographic image data L1 (x, y), and tomographic image data R1 (x, y). By this addition, the synthesizing unit 6 generates synthesized image data TC (x, y).
  • the synthesizing unit 6 includes the tomographic image data L1 (x, y) among the tomographic image data C (x, y), the tomographic image data L1 (x, y), and the tomographic image data R1 (x, y). And tomogram data R1 (x, y) are selected, and the tomogram data L1 (x, y) and tomogram data R1 (x, y) are added and averaged. By this addition averaging, the synthesis unit 6 generates synthesized image data TC.
  • the angle-dependent pattern ADP (x, y) is the pattern AC, two tomographic image data having low artifact sensitivity among the three tomographic image data are added and averaged.
  • the two tomogram data are tomogram data L1 and tomogram data R1. Since the tomographic image data C with high artifact sensitivity is not used for the averaging, it is possible to suppress an increase in artifacts due to the averaging as compared with the case where all three tomographic image data are averaged.
  • the synthesizing unit 6 obtains synthesized image data TC (x, y) according to the following equation.
  • TC (x, y) ⁇ C (x, y) + R1 (x, y) ⁇ / 2
  • the synthesizer 6 generates tomographic image data C (x, y) and tomographic image data R1 (x, y). Addition averaging. By this addition averaging, the synthesizing unit 6 generates synthesized image data TC (x, y).
  • the composition unit 6 sets the weight for the tomographic image data L1 (x, y) to “0”, and sets the weight for the tomographic image data C (x, y) and the tomographic image data R1 (x, y) to “0. 5 ". Based on this weighting, the synthesizer 6 adds tomographic image data C (x, y), tomographic image data L1 (x, y), and tomographic image data R1 (x, y). By this addition, the synthesizing unit 6 generates synthesized image data TC (x, y).
  • the synthesizing unit 6 includes the tomographic image data C (x, y) among the tomographic image data C (x, y), the tomographic image data L1 (x, y), and the tomographic image data R1 (x, y). And tomogram data R1 (x, y) are selected, and tomogram data C (x, y) and tomogram data R1 (x, y) are added and averaged. By this addition averaging, the synthesizing unit 6 generates synthesized image data TC (x, y). When the angle-dependent pattern ADP (x, y) is the pattern AL, two tomographic image data having low artifact sensitivity among the three tomographic image data are added and averaged.
  • the two tomographic image data are the tomographic image data C and the tomographic image data R1. Since the tomographic image data L1 with high artifact sensitivity is not used for the averaging, it is possible to suppress an increase in artifacts due to the averaging compared to the case where all three tomographic image data are averaged.
  • the synthesizing unit 6 obtains synthesized image data TC (x, y) according to the following equation.
  • TC (x, y) ⁇ C (x, y) + L1 (x, y) ⁇ / 2
  • the synthesizer 6 uses the tomographic image data C (x, y) and the tomographic image data L1 (x, y). Addition averaging. By this addition averaging, the synthesizing unit 6 generates synthesized image data TC (x, y).
  • the synthesizing unit 6 sets the weight for the tomographic image data R1 (x, y) to “0”, and sets the weight for the tomographic image data C (x, y) and the tomographic image data L1 (x, y) to “0. 5 ". Based on this weighting, the synthesizer 6 adds tomographic image data C (x, y), tomographic image data L1 (x, y), and tomographic image data R1 (x, y). By this addition, the synthesizing unit 6 generates synthesized image data TC (x, y).
  • the synthesizing unit 6 includes the tomographic image data C (x, y) among the tomographic image data C (x, y), the tomographic image data L1 (x, y), and the tomographic image data R1 (x, y). And tomographic image data L1 (x, y) are selected, and the tomographic image data C (x, y) and the tomographic image data L1 (x, y) are added and averaged. By this addition averaging, the synthesis unit 6 generates synthesized image data TC.
  • the angle-dependent pattern ADP (x, y) is the pattern AR, two tomographic image data having low artifact sensitivity among the three tomographic image data are added and averaged.
  • the two tomographic image data are the tomographic image data C and the tomographic image data L1. Since the tomographic image data R1 having high artifact sensitivity is not used for the averaging, it is possible to suppress an increase in artifacts due to the averaging compared to the case where all three tomographic image data are averaged.
  • the synthesizing unit 6 obtains synthesized image data TC (x, y) according to the following equation.
  • TC (x, y) ⁇ C (x, y) + L1 (x, y) + R1 (x, y) ⁇ / 3
  • the synthesizing unit 6 generates the synthesized image data TC (x, y) for each pixel (x, y) by performing the above synthesis for each pixel (x, y).
  • the combining unit 6 outputs the combined image data TC (x, y) to the display control unit 7.
  • the echo signal from the structure is angle-dependent, by performing averaging of tomographic image data having good sensitivity among the three tomographic image data, it is possible to prevent a decrease in sensitivity due to the averaging. It becomes possible.
  • the artifact has an angle dependency, it is possible to suppress an increase in the artifact due to the averaging by averaging the tomographic image data having low sensitivity among the three tomographic image data. That is, for the echo signal from the structure, tomographic image data with high sensitivity is selected. For the artifact, tomographic image data having low sensitivity is selected. As a result, it is possible to generate an image in which the sensitivity of the structure is good and artifacts are not noticeable. As a result, the visibility of the image based on the biological signal (echo signal from the structure) is improved as compared with the image based on the artifact.
  • the synthesizing unit 6 may generate the synthesized image data TC (x, y) using the maximum value or the minimum value of the pixel values among the plurality of tomographic image data.
  • the synthesizing unit 6 performs synthesized image data TC (x , Y).
  • TC (x, y) Max ⁇ C (x, y), L1 (x, y), R1 (x, y) ⁇
  • the synthesizing unit 6 generates synthesized image data TC (x, y) using the maximum pixel value among the three tomographic image data.
  • the synthesizing unit 6 selects the maximum pixel value from the tomographic image data C (x, y), the tomographic image data L1 (x, y), and the tomographic image data R1 (x, y) to generate a synthesized image.
  • Data TC (x, y) is generated.
  • the synthesizing unit 6 sets the weight for the maximum pixel value to “1”, sets the weight for the pixel values other than the maximum value to “0”, and sets the tomogram data C (x, y) and tomogram data L1 ( x, y) and tomographic image data R1 (x, y) are weighted and added to generate composite image data TC (x, y).
  • the tomographic image data having a relatively high intensity of the echo signal from the structure is selected by using the maximum pixel value among the three tomographic image data. It becomes possible.
  • the synthesizing unit 6 When the angle-dependent pattern ADP (x, y) is any one of “Pattern AC”, “Pattern AL”, and “Pattern AR”, the synthesizing unit 6 performs synthesized image data TC (x , Y).
  • TC (x, y) Min ⁇ C (x, y), L1 (x, y), R1 (x, y) ⁇ If the artifact has an angle dependency, the synthesizing unit 6 generates synthesized image data TC (x, y) using the minimum pixel value among the three tomographic image data.
  • the synthesizing unit 6 selects a minimum pixel value from the tomographic image data C (x, y), the tomographic image data L1 (x, y), and the tomographic image data R1 (x, y) to generate a synthesized image.
  • Data TC (x, y) is generated.
  • the synthesizing unit 6 sets the weight for the minimum pixel value to “1”, sets the weight for the pixel values other than the minimum value to “0”, and sets the tomogram data C (x, y) and tomogram data L1 ( x, y) and tomographic image data R1 (x, y) are weighted and added to generate composite image data TC (x, y).
  • the artifact has an angle dependency, it is possible to select tomographic image data having a relatively low signal strength of the artifact by using the minimum pixel value among the three tomographic image data.
  • the synthesizing unit 6 obtains synthesized image data TC (x, y) according to the following equation.
  • TC (x, y) ⁇ C (x, y) + L1 (x, y) + R1 (x, y) ⁇ / 3 That is, the synthesis unit 6 generates synthesized image data TC (x, y) by averaging all tomographic image data.
  • the tomographic image data having the best sensitivity is selected, and when the artifact is angle-dependent, the sensitivity is selected.
  • the tomographic image data with the lowest is selected.
  • Display control unit 7 receives the composite image data TC (x, y) from the synthesis unit 6.
  • the display control unit 7 causes the display unit 81 to display a composite image based on the received composite image data TC (x, y).
  • the user interface (UI) 8 includes a display unit 81 and an operation unit 82.
  • the display unit 81 includes a display device such as a CRT or a liquid crystal display.
  • the operation unit 82 includes an input device such as a keyboard and a mouse.
  • Control unit 9 The control unit 9 controls the operation of each unit of the ultrasonic diagnostic apparatus. For example, the control unit 9 controls transmission / reception of ultrasonic waves by the transmission / reception unit 2.
  • the ultrasonic diagnostic apparatus of this embodiment may synthesize a plurality of volume data or a plurality of three-dimensional image data.
  • FIG. 4 is a diagram showing the concept of scanning.
  • the ultrasonic probe 1 transmits and receives ultrasonic waves by deflecting ultrasonic waves at, for example, five different deflection angles.
  • the ultrasonic diagnostic apparatus generates five tomographic image data with different deflection angles based on the received echo signals.
  • the transmission / reception unit 2 deflects ultrasonic waves to the first deflection angle, the second deflection angle, the third deflection angle, the fourth deflection angle, and the fifth deflection angle, respectively, under the control of the control unit 9.
  • the first deflection angle is 0 °.
  • the second deflection angle is an angle deflected to the leftmost in FIG.
  • the third deflection angle is an angle deflected to the rightmost side in FIG.
  • the fourth deflection angle is an angle between the first deflection angle and the second deflection angle.
  • the fifth deflection angle is an angle between the first deflection angle and the third deflection angle.
  • the first deflection angle, the second deflection angle, the third deflection angle, the fourth deflection angle, and the fifth deflection angle may be input by the operator using the operation unit 82.
  • the image generation unit 4 generates tomographic image data C based on the ultrasonic waves deflected to the first deflection angle.
  • tomographic image data L1 based on the ultrasonic wave deflected to the second deflection angle is generated.
  • tomographic image data R1 based on the ultrasonic wave deflected to the third deflection angle is generated.
  • tomographic image data L2 based on the ultrasonic wave deflected to the fourth deflection angle is generated.
  • tomographic image data R2 based on the ultrasonic wave deflected to the fifth deflection angle is generated.
  • FIG. 4 shows each tomographic image data.
  • the tomographic image data L1 is image data based on ultrasonic waves deflected to the second deflection angle (leftmost in FIG. 4).
  • the tomographic image data R1 is image data based on ultrasonic waves deflected to the third deflection angle (the rightmost side in FIG. 4).
  • the tomographic image data L2 is image data based on ultrasonic waves deflected to the fourth deflection angle (left side in FIG. 4).
  • the tomographic image data R2 is image data based on the ultrasonic wave deflected to the fifth deflection angle (right side in FIG. 4).
  • the tomogram data C, the tomogram data L1, the tomogram data R1, the tomogram data L2, and the tomogram data R2 are synthesized by the synthesis unit 6. By this synthesis, synthesized image data TC is generated.
  • the calculation unit 5 uses tomographic image data having a large difference in deflection angles.
  • the calculation unit 5 detects the tomographic image data C (x, y) having a deflection angle of 0 °, the tomographic image data L1 (x, y) in which the ultrasonic wave is deflected to the left, and the ultrasonic wave is deflected to the right.
  • an angle-dependent pattern ADP (x, y) is obtained for each pixel (x, y). This is because if the tomographic image data having a large difference in deflection angle is used, the angle-dependent tendency becomes clear.
  • the composition unit 6 changes the weight of each tomographic image data according to the angle-dependent pattern ADP (x, y).
  • the synthesizing unit 6 weights and synthesizes each tomographic image data.
  • the synthesizing unit 6 includes the tomogram data C (x, y), tomogram data L1 (x, y), tomogram data L2 (x, y), and tomogram data R1 (x, y).
  • the weight of each pixel (x, y) of the tomographic image data R2 (x, y) is changed according to the angle-dependent pattern ADP (x, y).
  • the synthesizer 6 Based on this weighting, the synthesizer 6 performs tomogram data C (x, y), tomogram data L1 (x, y), tomogram data L2 (x, y), tomogram data R1 (x, y), And tomographic image data R2 (x, y). In this way, the synthesizer 6 generates synthesized image data TC (x, y).
  • the synthesizing unit 6 generates the synthesized image data TC (x, y) for each pixel (x, y) by performing the above synthesis for each pixel (x, y).
  • the combining unit 6 outputs the combined image data TC (x, y) to the display control unit 7.
  • the ultrasonic diagnostic apparatus uses angle-dependent pattern ADP ( x, y) may be obtained.
  • each of the image generation unit 4, the calculation unit 5, the synthesis unit 6, and the display control unit 7 may be configured by a processing device (not shown) and a storage device (not shown).
  • the processing device may be configured by a CPU, GPU, ASIC, or the like.
  • the storage device may be configured by a ROM, a RAM, an HDD, or the like.
  • the storage device stores an image generation program, a calculation program, a synthesis program, and a display processing program.
  • the image generation program executes the function of the image generation unit 4.
  • the synthesis program executes the function of the synthesis unit 6.
  • the calculation program executes the function of the calculation unit 5.
  • the display processing program executes the function of the display control unit 7.
  • the calculation program includes a difference calculation program and an angle dependence determination program.
  • the difference calculation program executes the function of the difference calculation unit 51.
  • the angle dependency program executes the function of the angle dependency determination unit 52.
  • a processing device such as a CPU executes functions of each unit by executing each program stored in the storage unit.
  • FIG. 5 is a flowchart showing a series of operations by the ultrasonic diagnostic apparatus according to the first embodiment.
  • the transmission / reception unit 2 transmits / receives ultrasonic waves by changing the deflection angle under the control of the control unit 9.
  • the transmission / reception unit 2 transmits / receives ultrasonic waves by deflecting ultrasonic waves to a first deflection angle (deflection angle is 0 °), a second deflection angle, and a third deflection angle, respectively.
  • the image generation unit 4 generates tomographic image data C in which ultrasonic waves are deflected to the first deflection angle.
  • the tomographic image data L1 in which the ultrasonic wave is deflected to the second deflection angle is generated.
  • the tomographic image data R1 in which the ultrasonic wave is deflected to the third deflection angle is generated.
  • the image generation unit 4 outputs tomographic image data to the calculation unit 5 and the synthesis unit 6.
  • Step S02 The difference calculation unit 51 obtains a difference between a plurality of tomographic image data having different ultrasonic deflection angles. And the difference calculation part 51 calculates
  • the angle dependence determination unit 52 obtains the angle dependence pattern ADP (x, y) for each pixel (x, y) based on the combination of absolute values of the differences obtained by the difference calculation unit 51.
  • the angle dependence determination unit 52 outputs pattern information indicating the angle dependence pattern ADP (x, y) to the synthesis unit 6.
  • Step S04 The combining unit 6 changes the weight of each pixel (x, y) of the plurality of tomographic image data according to the angle-dependent pattern ADP (x, y) of each pixel (x, y).
  • the combining unit 6 combines a plurality of tomographic image data based on this weighting. For example, the synthesizing unit 6 sets the weight of each pixel (x, y) of the tomographic image data C (x, y), tomographic image data L1 (x, y), and tomographic image data R1 (x, y) as an angle. It changes according to the dependency pattern ADP (x, y).
  • the synthesizing unit 6 synthesizes the tomographic image data C (x, y), the tomographic image data L1 (x, y), and the tomographic image data R1 (x, y) based on this weighting, thereby generating the synthesized image data TC. (X, y) is generated for each pixel (x, y).
  • the combining unit 6 outputs the combined image data TC (x, y) to the display control unit 7.
  • Step S05 The display control unit 7 causes the display unit 81 to display a composite image based on the composite image data TC (x, y).
  • the tomographic image data with good sensitivity among the plurality of tomographic image data is added and averaged. By doing so, it is possible to prevent a decrease in sensitivity due to the averaging.
  • the artifact has an angle dependence, it is possible to suppress an increase in the artifact due to the averaging by averaging the tomographic image data having low sensitivity among the plurality of tomographic image data. As a result, it is possible to generate an image in which the sensitivity of the structure is good and artifacts are not noticeable. As a result, the visibility of the image based on the biological signal (echo signal from the structure) is improved as compared with the image based on the artifact.
  • FIG. 6 is a block diagram of an ultrasonic diagnostic apparatus according to the second embodiment.
  • the ultrasonic diagnostic apparatus according to the second embodiment includes a calculation unit 5A and a synthesis unit 6A instead of the calculation unit 5 and the synthesis unit 6 according to the first embodiment. Since the configuration other than the calculation unit 5A and the synthesis unit 6A is the same as that of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the first embodiment, the description thereof is omitted.
  • ultrasonic waves are deflected to the first deflection angle, the second deflection angle, and the third deflection angle, and the tomographic image data C (x, y) and the tomographic image data L1.
  • (x, y) and tomographic image data R1 (x, y) are generated will be described.
  • the computing unit 5A obtains angle-dependent information ADI (x, y) indicating an angle-dependent tendency for each pixel (x, y) based on a plurality of tomographic image data having different ultrasonic deflection angles.
  • ADI (x, y)
  • the calculation unit 5A outputs the angle dependency information (x, y) to the synthesis unit 6A.
  • the synthesizer 6A adds and averages a plurality of tomographic image data having different ultrasonic deflection angles. By this addition averaging, the synthesizing unit 6 generates synthesized image data. For example, the combining unit 6A averages the tomographic image data C (x, y), the tomographic image data L1 (x, y), and the tomographic image data R1 (x, y). By this addition averaging, the synthesizing unit 6 generates synthesized image data TC (x, y).
  • the combining unit 6A generates the superimposed image data TI (x, y) by combining the angle-dependent information (x, y) with the combined image data TC (x, y).
  • the synthesizing unit 6 ⁇ / b> A includes angle-dependent information (for any signal out of the R signal (Red signal), G signal (Green signal), or B signal (Blue signal)) of the synthesized image data TC (x, y). synthesize x, y).
  • the operator may designate a signal for synthesizing the angle-dependent information (x, y) using the operation unit 82.
  • the combining unit 6A when the angle-dependent information (x, y) is combined with the B signal, the combining unit 6A generates superimposed image data TI (x, y) (R, G, B) according to the following equation.
  • R signal of TI (x, y) TC (x, y)
  • G signal of TI (x, y) TC (x, y)
  • B signal of TI (x, y) TC (x, y) + ADI (x, y)
  • the synthesizing unit 6A outputs the superimposed image data TI (x, y) to the display control unit 7.
  • the display control unit 7 causes the display unit 81 to display a superimposed image based on the superimposed image data TI (x, y).
  • the combining unit 6A combines the angle-dependent information ADI (x, y) with the combined image data TC (x, y).
  • the composition unit 6A displays a portion where the angle dependence is large (the angle dependence information ADI is large) with the color of the synthesized component being emphasized. For example, when the angle-dependent information ADI (x, y) is combined with the B signal, the blue color of the portion where the angle-dependent information ADI (x, y) is combined is displayed.
  • the angle dependency is large, that is, when the angle dependency information ADI is large, the bluishness is increased and displayed according to the size of the angle dependency information ADI. This makes it easier for the operator to distinguish between biological structures and artifacts.
  • three or more tomographic image data may be synthesized as in the first embodiment. Also, a plurality of volume data may be synthesized, or a plurality of three-dimensional image data may be synthesized.
  • the first embodiment and the second embodiment may be combined.
  • the combining unit 6A may combine the angle-dependent information ADI (x, y) with the combined image data TC (x, y) generated by the combining unit 6 according to the first embodiment.
  • each of the calculation unit 5A and the synthesis unit 6A may be configured by a processing device (not shown) and a storage device (not shown).
  • the processing device may be configured by a CPU, GPU, ASIC, or the like.
  • the storage device may be configured by a ROM, a RAM, an HDD, or the like.
  • the storage device stores an arithmetic program and a synthesis program.
  • the calculation program executes the function of the calculation unit 5A.
  • the synthesis program executes the function of the synthesis unit 6A.
  • a processing device such as a CPU executes functions of each unit by executing each program stored in the storage unit.
  • FIG. 7 is a flowchart showing a series of operations by the ultrasonic diagnostic apparatus according to the second embodiment.
  • the transmission / reception unit 2 transmits / receives ultrasonic waves by changing the deflection angle under the control of the control unit 9.
  • the transmission / reception unit 2 transmits / receives ultrasonic waves by deflecting ultrasonic waves to a first deflection angle (deflection angle is 0 °), a second deflection angle, and a third deflection angle, respectively.
  • the image generation unit 4 generates tomographic image data C in which an ultrasonic wave is deflected to a first deflection angle. Further, the tomographic image data L1 in which the ultrasonic wave is deflected to the second deflection angle is generated. Further, the tomographic image data R1 in which the ultrasonic wave is deflected to the third deflection angle is generated.
  • the image generation unit 4 outputs tomographic image data to the calculation unit 5A and the synthesis unit 6A.
  • Step S11 The computing unit 5A obtains angle-dependent information ADI (x, y) for each pixel (x, y) based on a plurality of tomographic image data having different ultrasonic deflection angles. For example, the arithmetic unit 5A sets the absolute value of the difference between the pixel values of the tomographic image data L1 (x, y) and the tomographic image data R1 (x, y) as the angle-dependent information ADI (x, y). The calculation unit 5A outputs the angle dependency information (x, y) to the synthesis unit 6A.
  • Step S12 The synthesizer 6A adds and averages a plurality of tomographic image data having different ultrasonic deflection angles. By this averaging, the synthesis unit 6A generates synthesized image data. For example, the combining unit 6A averages the tomographic image data C (x, y), the tomographic image data L1 (x, y), and the tomographic image data R1 (x, y). By this addition averaging, the synthesizing unit 6 generates synthesized image data TC (x, y).
  • Step S13 The synthesizer 6A synthesizes the angle-dependent information (x, y) with the synthesized image data TC (x, y). By this synthesis, the synthesis unit 6A generates superimposed image data TI (x, y). For example, the combining unit 6A combines the angle-dependent information (x, y) with the B signal of the combined image data TC (x, y). The combining unit 6A outputs the superimposed image data TI (x, y) to the display control unit 7.
  • Step S14 The display control unit 7 causes the display unit 81 to display a superimposed image based on the superimposed image data TI (x, y).
  • the angle-dependent information ADI (x, y) is synthesized with the synthesized image data TC (x, y).
  • a portion where the angle dependency is large (the angle dependency information ADI is large) is displayed with the color of the synthesized component (for example, blue) highlighted.
  • the angle dependency is large (the angle dependency information ADI is large), for example, the bluishness is further increased and displayed, so that it is easy for the operator to distinguish between the biological structure and the artifact.
  • the ultrasonic diagnostic apparatus also obtains the angle-dependent pattern ADP (x, y) of a plurality of images (each pixel in the image) by compound scanning.
  • the synthesis method is changed according to the imaging region and the tendency. In other words, in accordance with the part indicated by the image, it is set whether it is a synthesis method that adds and averages the weighted pixels of each image or a synthesis method that uses the maximum value or the minimum value of each weighted image.
  • composition method setting screen screen data of a setting screen for the synthesis method is stored in a storage unit (not shown) in the ultrasonic diagnostic apparatus. Illustration of the setting screen of this synthesis method is omitted.
  • the composition method setting screen has a display field for setting “imaging region or tendency”. Examples of the imaging region in the display column include a blood vessel and a liver. As the tendency, for example, the likelihood of noise generation is displayed in stages. When the operator uses the operation unit 82 to select any imaging region or any tendency from among the items displayed in the display column, the selected information is output to the control unit 9.
  • a synthesis method corresponding to the imaging region or tendency is stored in advance.
  • the control unit 9 reads out, from the storage unit, a synthesis method selected on the synthesis method setting screen, for example, corresponding to information on the imaging region.
  • control unit 9 is not limited to the configuration in which the corresponding synthesis method is read based on the angle-dependent pattern.
  • Other examples can be configured as follows, for example.
  • the angle dependent pattern is obtained, the angle dependent pattern is displayed.
  • at least one of the tomographic images is displayed.
  • the operator can refer to the displayed tomographic image and the obtained angle-dependent pattern.
  • the composition method setting screen is provided with a display field for displaying a plurality of composition method types.
  • the control unit 9 outputs the synthesis method set as described above to the synthesis unit 6.
  • the definition of the pattern SC is the same as that in the first embodiment.
  • the synthesizer 6 also performs the above “imaging site is blood vessel.
  • the composite image data TC (x, y) is obtained in the same manner as in the case where "" is selected.
  • the synthesizer 6 obtains synthesized image data TC (x, y) according to the following equation.
  • TC (x, y) ⁇ C (x, y) + L1 (x, y) + R1 (x, y) ⁇ / 3
  • the same weight is applied to each tomographic image data and added.
  • the synthesis unit 6 generates synthesized image data TC (x, y).
  • the synthesizing unit 6 determines that “the imaging region is the liver”.
  • the composite image data TC (x, y) is obtained in the same manner as when it is selected.
  • the synthesizer 6 obtains synthesized image data TC (x, y) according to the following equation.
  • TC (x, y) ⁇ C (x, y) + L1 (x, y) ⁇ / 2
  • the angle-dependent pattern ADP (x, y) is “pattern SL” and “the degree of noise generation is high as an image tendency” is selected.
  • the synthesizer 6 obtains synthesized image data TC (x, y) according to the following equation.
  • TC (x, y) ⁇ C (x, y) + R1 (x, y) ⁇ / 2
  • the angle-dependent pattern ADP (x, y) is “pattern SR” and “the degree of noise generation is high as an image tendency” is selected.
  • the synthesizer 6 obtains synthesized image data TC (x, y) according to the following equation.
  • TC (x, y) ⁇ L1 (x, y) + R1 (x, y) ⁇ / 2
  • the combining unit 6 sets the weight for the tomographic image data C (x, y) to “0”, and sets the weight for the tomographic image data L1 (x, y) and the tomographic image data R1 (x, y) to “0.5”. Is weighted.
  • the synthesizer 6 Based on this weighting, the synthesizer 6 adds tomographic image data C (x, y), tomographic image data L1 (x, y), and tomographic image data R1 (x, y). By this addition, the synthesizing unit 6 generates synthesized image data TC (x, y). The same applies to the case where the angle-dependent pattern ADP (x, y) is “pattern AC” and “the degree of noise generation is high as an image tendency” is selected.
  • the synthesizer 6 obtains synthesized image data TC (x, y) according to the following equation.
  • TC (x, y) ⁇ C (x, y) + R1 (x, y) ⁇ / 2
  • the combining unit 6 sets the weight for the tomographic image data L1 (x, y) to “0”, and sets the weight for the tomographic image data C (x, y) and the tomographic image data R1 (x, y) to “0.5”. Is weighted.
  • the synthesizer 6 adds a plurality of tomographic image data based on this weighting.
  • the synthesizing unit 6 generates synthesized image data TC (x, y).
  • the angle-dependent pattern ADP (x, y) is “pattern AL” and “the degree of noise generation is high as the image tendency” is selected.
  • the synthesizer 6 obtains synthesized image data TC (x, y) according to the following equation.
  • TC (x, y) ⁇ C (x, y) + L1 (x, y) ⁇ / 2
  • the combining unit 6 sets the weight for the tomographic image data R1 (x, y) to “0”, and sets the weight for the tomographic image data C (x, y) and the tomographic image data L1 (x, y) to “0.5”. Is weighted.
  • the synthesizer 6 adds a plurality of tomographic image data based on this weighting.
  • the synthesizing unit 6 generates synthesized image data TC (x, y).
  • the angle-dependent pattern ADP (x, y) is “pattern AR” and “the degree of noise generation is high as the image tendency” is selected.
  • the synthesizer 6 obtains the synthesized image data TC (x, y) according to the following equation regardless of the information selected on the merging method setting screen. .
  • TC (x, y) ⁇ C (x, y) + L1 (x, y) + R1 (x, y) ⁇ / 3
  • the synthesizing unit 6 generates the synthesized image data TC (x, y) for each pixel (x, y) by performing the above synthesis for each pixel (x, y).
  • the combining unit 6 outputs the combined image data TC (x, y) to the display control unit 7.
  • a threshold setting screen such as a pixel value for defining an angle-dependent pattern is stored in a storage unit (not shown) in the ultrasonic diagnostic apparatus. That is, the threshold values Th1, Th2, and Th3 that are used to determine whether the first to sixth conditions are satisfied are input via the threshold setting screen.
  • the illustration of the threshold setting screen is omitted.
  • the threshold value Th1 is a threshold value for the absolute value CR (x, y).
  • the threshold value Th2 is a threshold value for the absolute value CL (x, y).
  • the threshold value Th3 is a threshold value for the absolute value LR (x, y).
  • an input field for threshold Th1 an input field for threshold Th2, and an input field for threshold Th3 are provided.
  • the input threshold value and its type are output to the control unit 9.
  • the threshold setting screen may not have a configuration including input fields for the threshold Th1, the threshold Th2, and the threshold Th3.
  • a display field in which a combination of threshold values can be selected for each “imaging site” or “image tendency” may be provided.
  • the “imaging region” or “image tendency” is the same as that described in the composition method setting screen.
  • a combination of the threshold value Th1, the threshold value Th2, and the threshold value Th3 in the case where “the degree of occurrence of noise is high” can be selected as an image tendency.
  • the control unit 9 sends the input or selected combination of threshold values to the angle-dependent determination portion 52.
  • the angle dependence determining unit 52 obtains the angle dependence pattern ADP (x, y) for each pixel (x, y) using the selected threshold values Th1, Th2, and Th3.
  • the third embodiment is a case in which ultrasonic waves are deflected to five deflection angles and ultrasonic waves are transmitted and received, but ultrasonic waves are deflected to seven or more deflection angles and ultrasonic waves are transmitted and received. Even if it exists, it is possible to apply.
  • the third embodiment can be applied to an ultrasonic diagnostic apparatus in combination with the second embodiment.
  • only examples of “blood vessel” and “liver” have been described as examples of imaging regions. However, naturally, other imaging regions can be selected on various setting screens. .
  • “degree of noise generation” is shown as the image tendency, but the image tendency may be displayed in another expression. In the third embodiment, it is only necessary to change either the synthesis method or the threshold, and it is not always necessary to perform both processes.
  • the synthesis method is changed according to the imaging region and the tendency of the image. That is, when the echo signal from the structure has an angle dependency, whether to perform addition averaging or to use the maximum value can be changed according to the imaging region and the tendency of the image. Also, when the artifact has an angle dependency, it is possible to change whether the addition averaging or the minimum value is used according to the imaging region and the tendency of the image.
  • the angle-dependent information ADI (x, y) is synthesized with the synthesized image data TC (x, y).
  • the angle dependency information ADI is large
  • the color of the synthesized component for example, blue

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Abstract

構造物の感度が良くてアーティファクトが目立ちにくい画像を生成することが可能な超音波診断装置を提供する。この実施形態に係る医用画像処理装置は、撮影手段と、演算手段と、合成手段とを有する。撮影手段は、複数の異なる偏向角に超音波を偏向させて被検体に超音波を送信し、被検体からのエコー信号を受信して、超音波の偏向角がそれぞれ異なる複数の超音波画像データを生成する。演算手段は、複数の超音波画像データに基づいて、複数の超音波画像データ間の偏向角への角度依存の傾向を求める。合成手段は、角度依存の傾向に応じて複数の超音波画像データの重みを変えて複数の超音波画像データを合成する。

Description

超音波診断装置
　この発明の実施形態は、超音波診断装置に関する。
　超音波診断装置において、コンパウンド走査（compound scanning）という技術がある。コンパウンド走査においては、偏向角が変更されて被検体に超音波（送信ビーム）が送信される。また、コンパウンド走査においては、偏向角を異ならせた各送信ビームに基づき、複数の超音波画像データが生成される。また、コンパウンド走査というにおいては、これら複数の超音波画像データを合成して表示する。超音波画像データの合成方法としては、一例として加算平均がある。超音波診断装置によって受信されるエコー信号の強度は、生体内の構造物と送信ビームとのなす角度によって変化する。例えば、血管の短軸断面をリニア型の超音波プローブを用いて走査した場合、血管の上下の内膜は比較的明瞭に描出されるが、左右の内膜は描出しづらい。そこで、送信ビームの偏向角を変えた複数の超音波画像を合成することにより、角度依存によるエコー信号の欠落が相互に補間される。その結果、構造物をより明瞭に抽出することができる。また、送信ビームの偏向角が変わると、サイドローブや多重反射などのアーティファクトは、発生する位置や強度が変化する。送信ビームの偏向角を変えた複数の超音波画像を加算平均すると、アーティファクトを相対的に低減させることができる。
特開２００９－８２４６９号公報
　しかしながら、ある部位を走査するときに、ある偏向角の送信ビームによっては感度の良い画像データが得られても、別の偏向角の送信ビームによって走査すると、感度が低下した画像データが得られる場合がある。このように感度の良い画像データと、感度の悪い画像データとが加算平均されると、その部位の信号強度が低下してしまう。信号強度の低下を回避する方法として、複数の超音波画像データのうち、同じ位置での画素値の最大値を表示する方法がある。この方法によると、構造物の信号低下を防ぐことができるが、アーティファクトが目立ちやすくなってしまうことがある。
　この実施形態は、感度が良くてアーティファクトが目立ちにくい構造物の画像を生成することが可能な超音波診断装置を提供することを目的とする。
　この実施形態に係る医用画像処理装置は、撮影手段と、演算手段と、合成手段とを有する。撮影手段は、複数の異なる偏向角に超音波を偏向させて被検体に超音波を送信する。また、撮影手段は被検体からのエコー信号を受信して、超音波の偏向角がそれぞれ異なる複数の超音波画像データを生成する。演算手段は、複数の超音波画像データに基づいて、複数の超音波画像データ間の偏向角への角度依存の傾向を求める。合成手段は、角度依存の傾向に応じて複数の超音波画像データの重みを変えて複数の超音波画像データを合成する。
第１実施形態に係る超音波診断装置のブロック図である。 スキャンの概念を示す図である。 超音波画像を模式的に示す図である。 スキャンの概念を示す図である。 第１実施形態に係る超音波診断装置による一連の動作を示すフローチャートである。 第２実施形態に係る超音波診断装置のブロック図である。 第２実施形態に係る超音波診断装置による一連の動作を示すフローチャートである。
［第１の実施の形態］
　図１を参照して、第１実施形態に係る超音波診断装置について説明する。図１は、第１実施形態に係る超音波診断装置のブロック図である。第１実施形態に係る超音波診断装置は、超音波プローブ１と、送受信部２と、信号処理部３と、画像生成部４と、演算部５と、合成部６と、表示制御部７と、ユーザインターフェース（ＵＩ）８と、制御部９とを有する。
（超音波プローブ１）
　超音波プローブ１には、複数の超音波振動子が走査方向に１列に配置された１次元アレイプローブ、又は、複数の超音波振動子が２次元的に配置された２次元アレイプローブが用いられる。超音波プローブ１は被検体に超音波を送信し、被検体からの反射波をエコー信号として受信する。
（送受信部２）
　送受信部２は、送信部２１と受信部２２とを有する。送受信部２は、超音波プローブ１に電気信号を供給して超音波を発生させる。また、送受信部２は、超音波プローブ１が受信したエコー信号を受信する。
（送信部２１）
　送信部２１は、超音波プローブ１に電気信号を供給して超音波を発生させる。送信部２１は、超音波プローブ１に電気信号を供給して所定の焦点にビームフォームした（送信ビームフォームした）超音波を送信させる。送信部２１は、例えば図示しないクロック発生器と、送信遅延回路と、パルサ回路とを有する。クロック発生器は、超音波信号の送信タイミングや送信周波数を決めるクロック信号を発生する。送信遅延回路は、超音波の送信時に遅延をかける。すなわち送信遅延回路は、集束用遅延時間により超音波を所定の深さに集束させ、偏向用遅延時間により超音波を所定方向に送信し、送信フォーカスを実施する。パルサ回路は、各超音波振動子に対応する個別チャンネルの数分のパルサを有する。パルサ回路は、遅延がかけられた送信タイミングで駆動パルスを生成し、超音波プローブ１の各超音波振動子に駆動パルスを供給する。
（受信部２２）
　受信部２２は、超音波プローブ１が受信したエコー信号を受信する。また、受信部２２はそのエコー信号に対して遅延処理を行う。この処理により、アナログのエコー信号は整相された（受信ビームフォームされた）デジタルのデータに変換される。受信部２２は、例えば図示しないプリアンプ回路と、Ａ／Ｄ変換器と、受信遅延回路と、加算器と有する。プリアンプ回路は、超音波プローブ１の各超音波振動子から出力されるエコー信号を受信チャンネルごとに増幅する。Ａ／Ｄ変換器は、増幅されたエコー信号をデジタル信号に変換する。受信遅延回路は、デジタル信号に変換されたエコー信号に、受信指向性を決定するために必要な遅延時間を与える。具体的には、受信遅延回路は、所定の深さからの超音波を集束させるための集束用遅延時間と、所定方向に対して受信指向性を設定するための偏向用遅延時間とを、デジタルのエコー信号に与える。加算器は、遅延時間が与えられたエコー信号を加算する。その加算によって、受信指向性に応じた方向からの反射成分が強調される。すなわち、受信遅延回路と加算器とによって、所定方向から得られたエコー信号は整相加算される。受信部２２は、遅延処理が施されたエコー信号を信号処理部３に出力する。
（信号処理部３）
　信号処理部３はＢモード処理部を有する。Ｂモード処理部はエコー信号を受信部２２から受けて、エコー信号の振幅情報の映像化を行う。具体的には、Ｂモード処理部は、エコー信号に対してバンドパスフィルタ処理を行う。その後、Ｂモード処理部は、出力信号の包絡線を検波し、検波されたデータに対して対数変換による圧縮処理を施す。また、信号処理部３はＣＦＭ（Ｃｏｌｏｒ　Ｆｌｏｗ　Ｍａｐｐｉｎｇ）処理部を有していてもよい。ＣＦＭ処理部は血流情報の映像化を行う。血流情報は２値化情報として得られる。血流情報には、速度、分布、又はパワーなどの情報がある。また、信号処理部３はドプラ処理部を有していてもよい。ドプラ処理部はエコー信号を位相検波することによりドプラ偏移周波数成分を取り出す。また、ドプラ処理部は、ＦＦＴ処理を施すことにより血流速度を表すドプラ周波数分布を生成する。信号処理部３は、信号処理が施されたエコー信号（超音波ラスタデータ）を画像生成部４に出力する。
（画像生成部４）
　画像生成部４は、信号処理部３から出力された信号処理後のエコー信号（超音波ラスタデータ）に基づいて超音波画像データを生成する。画像生成部４は、例えばＤＳＣ（Ｄｉｇｉｔａｌ　Ｓｃａｎ　Ｃｏｎｖｅｒｔｅｒ：デジタルスキャンコンバータ）を有する。画像生成部４は、走査線の信号列で表される信号処理後のエコー信号を、直交座標系で表される画像データに変換する（スキャンコンバージョン処理）。画像生成部４は、Ｂモード処理部によって信号処理が施されたエコー信号にスキャンコンバージョン処理を施す。このスキャンコンバージョン処理により、被検体の組織の形状を表すＢモード画像データが生成される。画像生成部４は、演算部５と合成部６とにそれぞれ超音波画像データを出力する。
　例えば超音波プローブ１及び送受信部２は、被検体内の断面を超音波で走査する。画像生成部４は、断面における組織の形状を２次元的に表すＢモード画像データ（断層像データ）を生成する。また、超音波プローブ１及び送受信部２は、３次元領域を超音波で走査することによりボリュームデータを取得してもよい。この場合、画像生成部４は、ボリュームデータにボリュームレンダリングを施してもよい。ボリュームレンダリングにより、組織の形状を立体的に表す３次元画像データが生成される。または、画像生成部４は、ボリュームデータにＭＰＲ（Ｍｕｌｔｉ　Ｐｌａｎａｒ　Ｒｅｃｏｎｓｔｒｕｃｔｉｏｎ）処理を施してもよい。ＭＰＲ処理により、任意の断面における画像データ（ＭＰＲ画像データ）が生成される。なお、超音波プローブ１と送受信部２と信号処理部３と画像生成部４とによって、「撮影手段」の一例を構成する。
　この実施形態に係る超音波診断装置は、図示しない画像記憶部を備えていてもよい。画像記憶部は、この実施形態に係る超音波診断装置により得られたデータを記憶する。例えば画像記憶部は、受信部２２にから出力されたエコー信号を記憶する。また、画像記憶部は、信号処理部３から出力された超音波ラスタデータを記憶しても良い。また、画像記憶部は、画像生成部４から出力された断層像データなどの超音波画像データを記憶してもよい。
（コンパウンドスキャン）
　この実施形態に係る超音波診断装置は、複数の異なる偏向角に超音波を偏向させて超音波を送受信する。また超音波診断装置は、受信したエコー信号に基づき、超音波の偏向角がそれぞれ異なる複数の超音波画像データを生成する。例えば制御部９が、偏向角の制御を行う。制御部９は、偏向角を示す情報を含む制御信号を送受信部２に出力する。送受信部２は制御部９の制御の下、偏向角を変えて超音波の送受信を行う。操作者が操作部８２を用いて任意の偏向角を入力してもよいし、偏向角が制御部９に予め設定されていてもよい。例えば操作者が操作部８２を用いて複数の異なる偏向角を入力すると、各偏向角を示す情報が、ユーザインターフェース（ＵＩ）８から制御部９に出力される。制御部９は、操作部８２から入力された偏向角に従って送受信部２による超音波の送受信を制御する。なお、複数の異なる偏向角の方向に超音波を送受信するスキャンを、コンパウンドスキャンと称する場合がある。図２を参照して、コンパウンドスキャンについて説明する。図２は、スキャンの概念を示す図である。この実施形態では、超音波画像データの一例として断層像データを生成する場合について説明する。
　一例として、３つの異なる偏向角に超音波を偏向させて超音波を送受信し、偏向角がそれぞれ異なる３つの断層像データを生成する場合について説明する。送受信部２は制御部９の制御の下、第１の偏向角、第２の偏向角、及び第３の偏向角にそれぞれ超音波を偏向させて超音波を送受信する。第１の偏向角は、第２の偏向角と第３の偏向角との間の角度である。第１の偏向角の一例として、偏向の角度が０°である場合について説明する。すなわち、第１の偏向角は、超音波を偏向させない場合の角度に相当する。第２の偏向角と第３の偏向角とは、第１の偏向角を間にして互いに反対側に偏向した角度である。第１の偏向角、第２の偏向角、及び第３の偏向角は、操作者が操作部８２を用いて入力すればよい。
　画像生成部４は、超音波が第１の偏向角に偏向された断層像データＣを生成する。また、画像生成部４は、超音波が第２の偏向角に偏向された断層像データＬ１を生成する。また、超音波が第３の偏向角に偏向された断層像データＲ１を生成する。図２に、各断層像データを模式的に示す。図２に示す断層像データＣは、超音波が第１の偏向角（偏向の角度が０°）に偏向された画像データである。すなわち、断層像データＣは、超音波を偏向させないで得られた画像データである。断層像データＬ１は、超音波が第２の偏向角（図２において左側）に偏向された画像データである。断層像データＲ１は、超音波が第３の偏向角（図２において右側）に偏向された画像データである。断層像データＣ、断層像データＬ１、及び断層像データＲ１は、後述する合成部６によって合成される。この合成によって、図２に示す合成画像データＴＣが生成される。
（超音波の偏向角とエコー信号の強度との関係）
　図３を参照して、超音波の偏向角とエコー信号の強度との関係について説明する。図３は、超音波画像を模式的に示す図である。断層像データＣ、断層像データＬ１、及び断層像データＲ１にはそれぞれ、同じ短軸断面における血管の像が表されている。断層像データＣには血管像２００が表されている。断層像データＬ１には血管像３００が表されている。断層像データＲ１には血管像４００が表されている。血管像２００、血管像３００、及び血管像４００はそれぞれ、同じ短軸断面における像である。
　同じ生体の構造体であっても、送信ビーム（超音波）に直交する構造物からのエコー信号の強度は、相対的に高くなる。構造物自体の位置は変化しないものの、エコー信号の強度の分布は、送信ビームの偏向角によって変化する。一方、送信ビーム及び受信ビームの軸上において、超音波プローブ１までの距離の整数倍の位置に、アーティファクトとして現れる。このアーティファクトは生体の構造物と超音波プローブ１の表面とで発生する多重反射によって発生する。
　例えば断層像データＣにおいて、血管像２００のうちの領域２１０が送信ビームに直交する領域である。そのため、領域２１０からのエコー信号の強度が相対的に高くなる。断層像データＣは、偏向の角度が０°の超音波に基づく画像であるため、上下の血管壁に相当する領域２１０が明瞭に描出される。また、送信ビームの軸上に、虚像２２０が現れている。
　断層像データＬ１においては、血管像３００のうちの領域３１０が送信ビームに直交する領域である。そのため、領域３１０からのエコー信号の強度が相対的に高くなる。断層像データＬ１は、第２の偏向角（図２において左側）に偏向された超音波に基づく画像であるため、血管の右側から送信ビームが送信される。そのため、第２の偏向角に応じて傾いた領域３１０が明瞭に描出される。また、虚像３２０も第２の偏向角に応じて傾いた位置に現れる。
　断層像データＲ１においては、血管像４００のうちの領域４１０が送信ビームに直交する領域である。そのため、領域４１０からのエコー信号の強度が相対的に高くなる。断層像データＲ１は、第３の偏向角（図２において右側）に偏向された超音波に基づく画像であるため、血管の左側から送信ビームが送信される。そのため、第３の偏向角に応じて傾いた領域４１０が明瞭に描出される。また、虚像４２０も第３の偏向角に応じて傾いた位置に現れる。
　以上のように、送信ビームの偏向角が変わると、構造物からのエコー信号の強度の分布が変わる。また、送信ビームの偏向角が変わると、アーティファクトが発生する位置及び強度も変わる。この実施形態では、送信ビームの偏向角による構造物からのエコー信号の強度分布の変化、及び送信ビームの偏向角によるアーティファクトの発生位置の変化について、パターン化する。例えば、構造物からのエコー信号の強度分布及びアーティファクトの発生位置を、送信ビームの偏向角ごとに分類する。さらに、その分類を送信ビームの角度依存パターン（角度依存の傾向）として予め定義しておく。
（角度依存のパターン）
　以下に、角度依存のパターンの一例を示す。
　パターンＳＣ：第１の偏向角（偏向角が０°）の送信ビームに反射しやすい構造体からのエコー信号
　パターンＳＬ：第２の偏向角の（左側に偏向した）送信ビームに反射しやすい構造体からのエコー信号
　パターンＳＲ：第３の偏向角の（右側に偏向した）送信ビームに反射しやすい構造体からのエコー信号
　パターンＡＣ：第１の偏向角（偏向角が０°）の送信ビームで発生しやすいアーティファクト
　パターンＡＬ：第２の偏向角の（左側に偏向した）送信ビームで発生しやすいアーティファクト
　パターンＡＲ：第３の偏向角の（右側に偏向した）送信ビームで発生しやすいアーティファクト
　図３に示す断層像データＣにおいて、血管壁に相当する領域２１０の像がパターンＳＣの像に対応する。また、断層像データＣにおいて、虚像２２０がパターンＡＣのアーティファクトに対応する。また、図３に示す断層像データＬ１において、血管壁に相当する領域３１０の像がパターンＳＬの像に対応する。また、断層像データＬ１において、虚像３２０がパターンＡＬのアーティファクトに対応する。また、図３に示す断層像データＲ１において、血管壁に相当する領域４１０の像がパターンＳＲの像に対応する。また、断層像データＲ１において、虚像４２０がパターンＡＲのアーティファクトに対応する。
（演算部５）
　演算部５は、差分算出部５１と角度依存決定部５２とを有する。演算部５は、複数の超音波画像データ間の角度依存のパターン（角度依存の傾向）を求める。角度依存のパターンは、超音波の偏向角がそれぞれ異なる複数の断層像データに基づいて求められる。
（差分算出部５１）
　差分算出部５１は、超音波の偏向角がそれぞれ異なる複数の断層像データ間の互いの差分を求める。また、差分産出部５１は、各差分の絶対値を求める。第１の偏向角、第２の偏向角、及び第３の偏向角に超音波を偏向させる場合には、差分算出部５１は、断層像データＣ（ｘ，ｙ）、断層像データＬ１（ｘ，ｙ）、及び断層像データＲ１（ｘ，ｙ）の間の互い差分を求める。そして差分算出部５１は、求めた各差分の絶対値を求める。具体的には、差分算出部５１は、輝度などの画素値の差分を画素（ｘ，ｙ）ごとに求め、さらにその差分の絶対値を画素（ｘ，ｙ）ごとに求める。一例として、差分算出部５１は、断層像データＣ（ｘ，ｙ）と断層像データＲ１（ｘ，ｙ）との差分の絶対値ＣＲ（ｘ，ｙ）を画素（ｘ，ｙ）ごとに求める。また、差分算出部５１は、断層像データＣ（ｘ，ｙ）と断層像データＬ１（ｘ，ｙ）との差分の絶対値ＣＬ（ｘ，ｙ）を画素（ｘ，ｙ）ごとに求める。また、差分算出部５１は、断層像データＬ１（ｘ，ｙ）と断層像データＲ１（ｘ，ｙ）との差分の絶対値ＬＲ（ｘ，ｙ）を画素（ｘ，ｙ）ごとに求める。以下に、絶対値ＣＲ（ｘ，ｙ）、絶対値ＣＬ（ｘ，ｙ）、及び絶対値ＬＲ（ｘ，ｙ）の式を示す。
　ＣＲ（ｘ，ｙ）＝｜Ｃ（ｘ，ｙ）－Ｒ１（ｘ，ｙ）｜
　ＣＬ（ｘ，ｙ）＝｜Ｃ（ｘ，ｙ）－Ｌ１（ｘ，ｙ）｜
　ＬＲ（ｘ，ｙ）＝｜Ｌ１（ｘ，ｙ）－Ｒ１（ｘ，ｙ）｜
　差分算出部５１は、上記式に基づいて求めた差分の絶対値ＣＲ（ｘ，ｙ）、ＣＬ（ｘ，ｙ）、及びＬＲ（ｘ，ｙ）を角度依存決定部５２に出力する。
　上記の絶対値ＣＲ（ｘ，ｙ）、ＣＬ（ｘ，ｙ）、及びＬＲ（ｘ，ｙ）は、断層像データの偏向角への角度依存パターン（角度依存の傾向）を決定するために用いられる。絶対値ＣＲ（ｘ，ｙ）及びＣＬ（ｘ，ｙ）は、角度依存している方向を決定するために用いられる。すなわち、絶対値ＣＬ（ｘ，ｙ）及びＣＲ（ｘ，ｙ）は、第１の偏向角を基準にして、第２の偏向角の方向（左側の方向）又は第３の偏向角の方向（右側の方向）のうちいずれの方向への依存が大きいかを示している。例えば、絶対値ＣＲ（ｘ，ｙ）が予め設定された閾値よりも大きい場合には、第３の偏向角の方向（右側の方向）への角度依存が大きいことを示している。また、絶対値ＬＲ（ｘ，ｙ）は、角度依存の程度の大きさを示している。断層像データＬ１と断層像データＲ１との差が大きくなるほど、絶対値ＬＲ（ｘ，ｙ）が大きくなる。そのため、絶対値ＬＲ（ｘ，ｙ）によって、角度依存の程度の大きさを判断することができる。なお、絶対値ＣＲ（ｘ，ｙ）は第１の差分の一例に相当する。また、絶対値ＣＬ（ｘ，ｙ）が第２の差分の一例に相当する。また、絶対値ＬＲ（ｘ，ｙ）が第３の差分の一例に相当する。
（角度依存決定部５２）
　角度依存決定部５２は、差分算出部５１によって求められた差分の絶対値の組み合わせに基づいて、複数の超音波画像データ間の角度依存のパターン（角度依存の傾向）を求める。具体的には、角度依存決定部５２は、いずれの偏向角の方向からのエコー信号の強度が相対的に高いのかを求める。又は角度依存決定部５２は、いずれの偏向角の方向からのアーティファクトの信号強度が相対的に高いのかを求める。例えば、絶対値ＣＲ（ｘ，ｙ）に対する閾値を閾値Ｔｈ１とする。また、絶対値ＣＬ（ｘ，ｙ）に対する閾値を閾値Ｔｈ２とする。また、絶対値ＬＲ（ｘ，ｙ）に対する閾値を閾値Ｔｈ３とする。これらの閾値は、角度依存のパターンを決定するための基準である。これらの閾値は、例えば図示しない記憶部に予め記憶されている。また、操作者が操作部８２を用いて閾値を入力してもよい。
　角度依存決定部５２は、閾値Ｔｈ１、Ｔｈ２、Ｔｈ３を用いて、角度依存パターンＡＤＰ（ｘ，ｙ）を画素（ｘ，ｙ）ごとに求める。一例として、７つの条件に分けて角度依存パターンＡＤＰ（ｘ，ｙ）を求める。
（第１の条件）
　ＣＲ（ｘ，ｙ）＜Ｔｈ１であり、ＣＬ（ｘ，ｙ）＜Ｔｈ２であり、ＬＲ（ｘ，ｙ）＜Ｔｈ３である場合には、角度依存パターンＡＤＰ（ｘ，ｙ）を「パターンＳＣ」とする。すなわち、角度依存決定部５２は、第１の偏向角（偏向角が０°）の送信ビームによって構造体から反射したエコー信号の強度が相対的に高いと判断する。絶対値ＣＲ（ｘ，ｙ）が閾値Ｔｈ１未満であり、絶対値ＣＬ（ｘ，ｙ）が閾値Ｔｈ２未満の場合には、エコー信号又はアーティファクトは、偏向角に依存していないと推定される。すなわち、断層像データＣ（ｘ，ｙ）と断層像データＲ１（ｘ，ｙ）との差が比較的小さく、また、断層像データＣ（ｘ，ｙ）と断層像データＬ１（ｘ，ｙ）との差が比較的小さい場合には、エコー信号又はアーティファクトは、偏向角に依存していないと推定される。また、絶対値ＬＲ（ｘ，ｙ）が閾値Ｔｈ３未満の場合には、断層像データＬ１（ｘ，ｙ）と断層像データＲ１（ｘ，ｙ）との差が小さく、第２の偏向角の方向（左側の方向）又は第３の偏向角の方向（右側の方向）への依存が小さいと推定される。従って、絶対値ＣＲ（ｘ，ｙ）、絶対値ＣＬ（ｘ，ｙ）、及び絶対値ＬＲ（ｘ，ｙ）が第１の条件に該当する場合には、角度依存決定部５２は、角度依存パターンＡＤＰ（ｘ，ｙ）を「パターンＳＣ」に決定する。
（第２の条件）
　ＣＲ（ｘ，ｙ）＜Ｔｈ１であり、ＣＬ（ｘ，ｙ）＞Ｔｈ２であり、ＬＲ（ｘ，ｙ）＞Ｔｈ３である場合には、角度依存パターンＡＤＰ（ｘ，ｙ）を「パターンＳＬ」とする。すなわち、角度依存決定部５２は、第２の偏向角の（左側に偏向した）送信ビームによって構造体から反射したエコー信号の強度が相対的に高いと判断する。絶対値ＣＲ（ｘ，ｙ）が閾値Ｔｈ１未満であり、絶対値ＣＬ（ｘ，ｙ）が閾値Ｔｈ２よりも大きい場合には、エコー信号又はアーティファクトは、第２の偏向角の方向（左側の方向）に角度依存していると推定される。すなわち、断層像データＣ（ｘ，ｙ）と断層像データＲ１（ｘ，ｙ）との差が比較的小さく、また、断層像データＣ（ｘ，ｙ）と断層像データＬ１（ｘ，ｙ）との差が比較的大きい場合には、エコー信号又はアーティファクトは、第２の偏向角の方向（左側の方向）に角度依存していると推定される。また、絶対値ＬＲ（ｘ，ｙ）が閾値Ｔｈ３よりも大きい場合には、断層像データＬ１（ｘ，ｙ）と断層像データＲ１（ｘ，ｙ）とにおいて、構造体からのエコー信号の強度の差が大きいと推定される。アーティファクトの信号強度は比較的低いため、角度依存があっても、断層像データＬ１（ｘ，ｙ）と断層像データＲ１（ｘ，ｙ）との差分は比較的小さくなり、絶対値ＬＲ（ｘ，ｙ）は閾値Ｔｈ３未満になると推定される。一方で、構造体からのエコー信号の強度は比較的高いため、角度依存がある場合には、断層像データＬ１（ｘ，ｙ）と断層像データＲ１（ｘ，ｙ）との差分は比較的大きくなり、絶対値ＬＲ（ｘ，ｙ）は閾値Ｔｈ３よりも大きくなると推定される。従って、断層像データＣ（ｘ，ｙ）と断層像データＬ１（ｘ，ｙ）との差は、構造体からのエコー信号の強度の差であると推定される。従って、絶対値ＣＲ（ｘ，ｙ）、絶対値ＣＬ（ｘ，ｙ）、及び絶対値ＬＲ（ｘ，ｙ）が第２の条件に該当する場合には、角度依存決定部５２は、角度依存パターンＡＤＰ（ｘ，ｙ）を「パターンＳＬ」に決定する。
（第３の条件）
　ＣＲ（ｘ，ｙ）＞Ｔｈ１であり、ＣＬ（ｘ，ｙ）＜Ｔｈ２であり、ＬＲ（ｘ，ｙ）＞Ｔｈ３である場合には、角度依存パターンＡＤＰ（ｘ，ｙ）を「パターンＳＲ」とする。すなわち、角度依存決定部５２は、第３の偏向角の（右側に偏向した）送信ビームによって構造体から反射したエコー信号の強度が相対的に高いと判断する。絶対値ＣＲ（ｘ，ｙ）が閾値Ｔｈ１よりも大きく、絶対値ＣＬ（ｘ，ｙ）が閾値Ｔｈ２未満の場合には、エコー信号又はアーティファクトは、第３の偏向角の方向（右側の方向）に角度依存していると推定される。すなわち、断層像データＣ（ｘ，ｙ）と断層像データＲ１（ｘ，ｙ）との差が比較的大きく、また、断層像データＣと断層像データＬ１との差が比較的小さい場合には、エコー信号又はアーティファクトは、第３の偏向角の方向（右側の方向）に角度依存していると推定される。また、第２の条件と同様に、絶対値ＬＲ（ｘ，ｙ）が閾値Ｔｈ３よりも大きい場合には、断層像データＬ１（ｘ，ｙ）と断層像データＲ１（ｘ，ｙ）とにおいて、構造体からのエコー信号の強度の差が大きいと推定される。従って、断層像データＣ（ｘ，ｙ）と断層像データＲ１（ｘ，ｙ）との差は、構造体からのエコー信号の強度の差であると推定される。従って、絶対値ＣＲ（ｘ，ｙ）、絶対値ＣＬ（ｘ，ｙ）、及び絶対値ＬＲ（ｘ，ｙ）が第３の条件に該当する場合には、角度依存決定部５２は、角度依存パターンＡＤＰ（ｘ，ｙ）を「パターンＳＲ」に決定する。
（第４の条件）
　ＣＲ（ｘ，ｙ）＞Ｔｈ１であり、ＣＬ（ｘ，ｙ）＞Ｔｈ２であり、ＬＲ（ｘ，ｙ）＜Ｔｈ３である場合には、角度依存パターンＡＤＰ（ｘ，ｙ）を「パターンＡＣ」とする。すなわち、角度依存決定部５２は、第１の偏向角（偏向角が０°）の送信ビームによってアーティファクトが発生しやすいと判断する。絶対値ＣＲ（ｘ，ｙ）が閾値Ｔｈ１よりも大きく、絶対値ＣＬ（ｘ，ｙ）が閾値Ｔｈ２よりも大きい場合には、エコー信号又はアーティファクトは、第２の偏向角の方向（左側の方向）及び第３の偏向角の方向（右側の方向）に角度依存していると推定される。すなわち、断層像データＣ（ｘ，ｙ）と断層像データＲ１（ｘ，ｙ）との差が比較的大きく、また、断層像データＣ（ｘ，ｙ）と断層像データＬ１（ｘ，ｙ）との差が比較的大きい場合には、エコー信号又はアーティファクトは、第２の偏向角の方向（左側の方向）又は第３の偏向角の方向（右側の方向）に角度依存していると推定される。また、絶対値ＬＲ（ｘ，ｙ）が閾値Ｔｈ３未満の場合には、断層像データＬ１（ｘ，ｙ）と断層像データＲ１（ｘ，ｙ）とにおいて、構造体からのエコー信号の強度の差が小さいと推定される。上述したように、構造体からのエコー信号の強度は比較的高いため、角度依存がある場合には、断層像データＬ１（ｘ，ｙ）と断層像データＲ１（ｘ，ｙ）との差分は比較的大きくなり、絶対値ＬＲ（ｘ，ｙ）は閾値Ｔｈ３よりも大きくなると推定される。一方で、アーティファクトの信号強度は比較的低いため、角度依存があっても、断層像データＬ１（ｘ，ｙ）と断層像データＲ１（ｘ，ｙ）との差分は比較的小さくなり、絶対値ＬＲ（ｘ，ｙ）は閾値Ｔｈ３未満になると推定される。従って、断層像データＣ（ｘ，ｙ）と断層像データＲ１（ｘ，ｙ）との差は、アーティファクトの信号強度の差であると推定される。また、断層像データＣ（ｘ，ｙ）と断層像データＬ１（ｘ，ｙ）との差は、アーティファクトの信号強度の差であると推定される。従って、絶対値ＣＲ（ｘ，ｙ）、絶対値ＣＬ（ｘ，ｙ）、及び絶対値ＬＲ（ｘ，ｙ）が第４の条件に該当する場合には、角度依存決定部５２は、角度依存パターンＡＤＰ（ｘ，ｙ）を「パターンＡＣ」に決定する。
（第５の条件）
　ＣＲ（ｘ，ｙ）＜Ｔｈ１であり、ＣＬ（ｘ，ｙ）＞Ｔｈ２であり、ＬＲ（ｘ，ｙ）＜Ｔｈ３である場合には、角度依存パターンＡＤＰ（ｘ，ｙ）を「パターンＡＬ」とする。すなわち、角度依存決定部５２は、第２の偏向角の（左側に偏向した）送信ビームによってアーティファクトが発生しやすいと判断する。第２の条件と同様に、絶対値ＣＲ（ｘ，ｙ）が閾値Ｔｈ１未満であり、絶対値ＣＬ（ｘ，ｙ）が閾値Ｔｈ２よりも大きい場合には、エコー信号又はアーティファクトは、第２の偏向角の方向（左側の方向）に角度依存していると推定される。また、第４の条件と同様に、絶対値ＬＲ（ｘ，ｙ）が閾値Ｔｈ３未満の場合には、断層像データＬ１（ｘ，ｙ）と断層像データＲ１（ｘ，ｙ）とにおいて、構造体からのエコー信号の強度の差が小さいと推定される。従って、断層像データＣ（ｘ，ｙ）と断層像データＬ１（ｘ，ｙ）との差は、アーティファクトの信号強度の差であると推定される。従って、絶対値ＣＲ（ｘ，ｙ）、絶対値ＣＬ（ｘ，ｙ）、及び絶対値ＬＲ（ｘ，ｙ）が第５の条件に該当する場合には、角度依存決定部５２は、角度依存パターンＡＤＰ（ｘ，ｙ）を「パターンＡＬ」に決定する。
（第６の条件）
　ＣＲ（ｘ，ｙ）＞Ｔｈ１であり、ＣＬ（ｘ，ｙ）＜Ｔｈ２であり、ＬＲ（ｘ，ｙ）＜Ｔｈ３である場合には、角度依存パターンＡＤＰ（ｘ，ｙ）を「パターンＡＲ」とする。すなわち、角度依存決定部５２は、第３の偏向角の（右側に偏向した）送信ビームによってアーティファクトが発生しやすいと判断する。第３の条件と同様に、絶対値ＣＲ（ｘ，ｙ）が閾値Ｔｈ１よりも大きく、絶対値ＣＬ（ｘ，ｙ）が閾値Ｔｈ２未満の場合には、エコー信号又はアーティファクトは、第３の偏向角の方向（右側の方向）に角度依存していると推定される。また、第４の条件と同様に、絶対値ＬＲ（ｘ，ｙ）が閾値Ｔｈ３未満の場合には、断層像データＬ１（ｘ，ｙ）と断層像データＲ１（ｘ，ｙ）とにおいて、構造体からのエコー信号の強度の差が小さいと推定される。従って、断層像データＣ（ｘ，ｙ）と断層像データＲ１（ｘ，ｙ）との差は、アーティファクトの信号強度の差であると推定される。従って、絶対値ＣＲ（ｘ，ｙ）、絶対値ＣＬ（ｘ，ｙ）、及び絶対値ＬＲ（ｘ，ｙ）が第６の条件に該当する場合には、角度依存決定部５２は、角度依存パターンＡＤＰ（ｘ，ｙ）を「パターンＡＲ」に決定する。
（第７の条件）
　絶対値ＣＲ（ｘ，ｙ）、絶対値ＣＬ（ｘ，ｙ）、及び絶対値ＬＲ（ｘ，ｙ）が、上記の第１～第６の条件のいずれにも該当しない場合には、角度依存決定部５２は、角度依存パターンＡＤＰ（ｘ，ｙ）を「パターンゼロ」に決定する。
　角度依存決定部５２は、各画素（ｘ，ｙ）の角度依存パターンＡＤＰ（ｘ，ｙ）を示すパターン情報を合成部６に出力する。
（合成部６）
　合成部６は、複数の断層像データにそれぞれ重みを付けて合成することにより、合成画像データを生成する。この実施形態では、合成部６は、各画素（ｘ，ｙ）の角度依存パターンＡＤＰ（ｘ，ｙ）に応じて複数の断層像データの各画素（ｘ，ｙ）の重みを変える。合成部６はこの重み付けに基づいて、複数の断層像データを合成する。例えば、合成部６は、断層像データＣ（ｘ，ｙ）、断層像データＬ１（ｘ，ｙ）、及び断層像データＲ１（ｘ，ｙ）のそれぞれの画素（ｘ，ｙ）の重みを角度依存パターンＡＤＰ（ｘ，ｙ）に応じて変える。合成部６はこの重み付けに基づいて、断層像データＣ（ｘ，ｙ）、断層像データＬ１（ｘ，ｙ）、及び断層像データＲ１（ｘ，ｙ）を合成する。このようにして、合成部６は合成画像データＴＣ（ｘ，ｙ）を生成する。以下、角度依存パターンＡＤＰ（ｘ，ｙ）に応じた合成方法について説明する。
（パターンＳＣの場合）
　角度依存パターンＡＤＰ（ｘ，ｙ）が「パターンＳＣ」の場合、合成部６は、以下の式に従って合成画像データＴＣ（ｘ，ｙ）を求める。
　ＴＣ（ｘ，ｙ）＝｛Ｃ（ｘ，ｙ）＋Ｌ１（ｘ，ｙ）＋Ｒ１（ｘ，ｙ）｝／３
　第１の偏向角（偏向角が０°）の送信ビームによって構造体から反射したエコー信号の強度が比較的高い場合には、合成部６は、すべての断層像データを加算平均する。この加算平均により、合成部６は合成画像データＴＣ（ｘ，ｙ）を生成する。すなわち、合成部６は、断層像データＣ（ｘ，ｙ）、断層像データＬ１（ｘ，ｙ）、及び断層像データＲ１（ｘ，ｙ）にそれぞれ同じ重みを付けて加算する。この加算により、合成部６は、合成画像データＴＣ（ｘ，ｙ）を生成する。換言すると、合成部６は、断層像データＣ（ｘ，ｙ）、断層像データＬ１（ｘ，ｙ）、及び断層像データＲ１（ｘ，ｙ）のうちのすべての断層像データを選択し、すべての断層像データを加算平均する。この加算平均により、合成部６は、合成画像データＴＣ（ｘ，ｙ）を生成する。
（パターンＳＬの場合）
　角度依存パターンＡＤＰ（ｘ，ｙ）が「パターンＳＬ」の場合、合成部６は、以下の式に従って合成画像データＴＣ（ｘ，ｙ）を求める。
　ＴＣ（ｘ，ｙ）＝｛Ｃ（ｘ，ｙ）＋Ｌ１（ｘ，ｙ）｝／２
　第２の偏向角の（左側に偏向した）送信ビームによって構造体から反射したエコー信号の強度が比較的高い場合には、合成部６は、断層像データＣ（ｘ，ｙ）と断層像データＬ１（ｘ，ｙ）とを加算平均する。この加算平均により、合成部６は合成画像データＴＣ（ｘ，ｙ）を生成する。すなわち、合成部６は、断層像データＣ（ｘ，ｙ）と断層像データＬ１（ｘ，ｙ）とに対する重みを「０．５」とし、断層像データＲ１（ｘ，ｙ）に対する重みを「０」に重み付けする。合成部６はこの重み付けに基づいて、断層像データＣ（ｘ，ｙ）、断層像データＬ１（ｘ，ｙ）、及び断層像データＲ１（ｘ，ｙ）を加算する。この加算により、合成部６は合成画像データＴＣ（ｘ，ｙ）を生成する。換言すると、合成部６は、断層像データＣ（ｘ，ｙ）、断層像データＬ１（ｘ，ｙ）、及び断層像データＲ１（ｘ，ｙ）のうち、断層像データＣ（ｘ，ｙ）と断層像データＬ１（ｘ，ｙ）とを選択し、断層像データＣ（ｘ，ｙ）と断層像データＬ１（ｘ，ｙ）とを加算平均する。この加算平均により合成画像データＴＣ（ｘ，ｙ）を生成する。角度依存パターンＡＤＰ（ｘ，ｙ）がパターンＳＬの場合、３つの断層像データのうちエコー信号の感度が良い２つの断層像データを加算平均する。この場合、２つの断層像データは、断層像データＣ及び断層像データＬ１である。感度が低い断層像データＲ１を加算平均に用いないため、３つすべての断層像データを加算平均した場合と比べて、加算平均による感度の低下を抑制することが可能となる。
（パターンＳＲの場合）
　角度依存パターンＡＤＰ（ｘ，ｙ）が「パターンＳＲ」の場合、合成部６は、以下の式に従って合成画像データＴＣ（ｘ，ｙ）を求める。
　ＴＣ（ｘ，ｙ）＝｛Ｃ（ｘ，ｙ）＋Ｒ１（ｘ，ｙ）｝／２
　第３の偏向角の（右側に偏向した）送信ビームによって構造体から反射したエコー信号の強度が比較的高い場合には、合成部６は、断層像データＣ（ｘ，ｙ）と断層像データＲ１（ｘ，ｙ）とを加算平均する。この加算平均により、合成部６は合成画像データＴＣ（ｘ，ｙ）を生成する。すなわち、合成部６は、断層像データＣ（ｘ，ｙ）と断層像データＲ１（ｘ，ｙ）とに対する重みを「０．５」とし、断層像データＬ１（ｘ，ｙ）に対する重みを「０」に重み付けする。合成部６はこの重み付けに基づいて、断層像データＣ（ｘ，ｙ）、断層像データＬ１（ｘ，ｙ）、及び断層像データＲ１（ｘ，ｙ）を加算する。この加算により、合成部６は合成画像データＴＣ（ｘ，ｙ）を生成する。換言すると、合成部６は、断層像データＣ（ｘ，ｙ）、断層像データＬ１（ｘ，ｙ）、及び断層像データＲ１（ｘ，ｙ）のうち、断層像データＣ（ｘ，ｙ）と断層像データＲ１（ｘ，ｙ）とを選択し、断層像データＣ（ｘ，ｙ）と断層像データＲ１（ｘ，ｙ）とを加算平均する。この加算平均により合成部６は合成画像データＴＣ（ｘ，ｙ）を生成する。角度依存パターンＡＤＰ（ｘ，ｙ）がパターンＳＲの場合、３つの断層像データのうちエコー信号の感度が良い２つの断層像データを加算平均する。この場合、２つの断層像データは、断層像データＣ及び断層像データＲ１である。感度が低い断層像データＬ１を加算平均に用いないため、３つすべての断層像データを加算平均した場合と比べて、加算平均による感度の低下を抑制することが可能となる。
（パターンＡＣの場合）
　角度依存パターンＡＤＰ（ｘ，ｙ）が「パターンＡＣ」の場合、合成部６は、以下の式に従って合成画像データＴＣ（ｘ，ｙ）を求める。
　ＴＣ（ｘ，ｙ）＝｛Ｌ１（ｘ，ｙ）＋Ｒ１（ｘ，ｙ）｝／２
　第１の偏向角（偏向角が０°）の送信ビームによってアーティファクトが発生しやすい場合には、合成部６は、断層像データＬ１（ｘ，ｙ）と断層像データＲ１（ｘ，ｙ）とを加算平均する。この加算平均により、合成部６は合成画像データＴＣ（ｘ，ｙ）を生成する。すなわち、合成部６は、断層像データＣ（ｘ，ｙ）に対する重みを「０」とし、断層像データＬ１（ｘ，ｙ）と断層像データＲ１（ｘ，ｙ）とに対する重みを「０．５」に重み付けする。合成部６はこの重み付けに基づいて、断層像データＣ（ｘ，ｙ）、断層像データＬ１（ｘ，ｙ）、及び断層像データＲ１（ｘ，ｙ）を加算する。この加算により、合成部６は合成画像データＴＣ（ｘ，ｙ）を生成する。換言すると、合成部６は、断層像データＣ（ｘ，ｙ）、断層像データＬ１（ｘ，ｙ）、及び断層像データＲ１（ｘ，ｙ）のうち、断層像データＬ１（ｘ，ｙ）と断層像データＲ１（ｘ，ｙ）とを選択し、断層像データＬ１（ｘ，ｙ）と断層像データＲ１（ｘ，ｙ）とを加算平均する。この加算平均により、合成部６は合成画像データＴＣを生成する。角度依存パターンＡＤＰ（ｘ，ｙ）がパターンＡＣの場合、３つの断層像データのうちアーティファクトの感度が低い２つの断層像データを加算平均する。この場合、２つの断層像データは、断層像データＬ１及び断層像データＲ１である。アーティファクトの感度が高い断層像データＣを加算平均に用いないため、３つすべての断層像データを加算平均した場合と比べて、加算平均によるアーティファクトの増加を抑制することが可能となる。
（パターンＡＬの場合）
　角度依存パターンＡＤＰ（ｘ，ｙ）が「パターンＡＬ」の場合、合成部６は、以下の式に従って合成画像データＴＣ（ｘ，ｙ）を求める。
　ＴＣ（ｘ，ｙ）＝｛Ｃ（ｘ，ｙ）＋Ｒ１（ｘ，ｙ）｝／２
　第２の偏向角の（左側に偏向した）送信ビームによってアーティファクトが発生しやすい場合には、合成部６は、断層像データＣ（ｘ，ｙ）と断層像データＲ１（ｘ，ｙ）とを加算平均する。この加算平均により、合成部６は合成画像データＴＣ（ｘ，ｙ）を生成する。すなわち、合成部６は、断層像データＬ１（ｘ，ｙ）に対する重みを「０」とし、断層像データＣ（ｘ，ｙ）と断層像データＲ１（ｘ，ｙ）とに対する重みを「０．５」に重み付けする。合成部６はこの重み付けに基づいて、断層像データＣ（ｘ，ｙ）、断層像データＬ１（ｘ，ｙ）、及び断層像データＲ１（ｘ，ｙ）を加算する。この加算により、合成部６は合成画像データＴＣ（ｘ，ｙ）を生成する。換言すると、合成部６は、断層像データＣ（ｘ，ｙ）、断層像データＬ１（ｘ，ｙ）、及び断層像データＲ１（ｘ，ｙ）のうち、断層像データＣ（ｘ，ｙ）と断層像データＲ１（ｘ，ｙ）とを選択し、断層像データＣ（ｘ，ｙ）と断層像データＲ１（ｘ，ｙ）とを加算平均する。この加算平均により、合成部６は合成画像データＴＣ（ｘ，ｙ）を生成する。角度依存パターンＡＤＰ（ｘ，ｙ）がパターンＡＬの場合、３つの断層像データのうちアーティファクトの感度が低い２つの断層像データを加算平均する。この場合、２つの断層像データは、断層像データＣ及び断層像データＲ１である。アーティファクトの感度が高い断層像データＬ１を加算平均に用いないため、３つすべての断層像データを加算平均した場合と比べて、加算平均によるアーティファクトの増加を抑制することが可能となる。
（パターンＡＲの場合）
　角度依存パターンＡＤＰ（ｘ，ｙ）が「パターンＡＲ」の場合、合成部６は、以下の式に従って合成画像データＴＣ（ｘ，ｙ）を求める。
　ＴＣ（ｘ，ｙ）＝｛Ｃ（ｘ，ｙ）＋Ｌ１（ｘ，ｙ）｝／２
　第３の偏向角の（右側に偏向した）送信ビームによってアーティファクトが発生しやすい場合には、合成部６は、断層像データＣ（ｘ，ｙ）と断層像データＬ１（ｘ，ｙ）とを加算平均する。この加算平均により、合成部６は合成画像データＴＣ（ｘ，ｙ）を生成する。すなわち、合成部６は、断層像データＲ１（ｘ，ｙ）に対する重みを「０」とし、断層像データＣ（ｘ，ｙ）と断層像データＬ１（ｘ，ｙ）とに対する重みを「０．５」に重み付けする。合成部６はこの重み付けに基づいて、断層像データＣ（ｘ，ｙ）、断層像データＬ１（ｘ，ｙ）、及び断層像データＲ１（ｘ，ｙ）を加算する。この加算により、合成部６は合成画像データＴＣ（ｘ，ｙ）を生成する。換言すると、合成部６は、断層像データＣ（ｘ，ｙ）、断層像データＬ１（ｘ，ｙ）、及び断層像データＲ１（ｘ，ｙ）のうち、断層像データＣ（ｘ，ｙ）と断層像データＬ１（ｘ，ｙ）とを選択し、断層像データＣ（ｘ，ｙ）と断層像データＬ１（ｘ，ｙ）とを加算平均する。この加算平均により、合成部６は合成画像データＴＣを生成する。角度依存パターンＡＤＰ（ｘ，ｙ）がパターンＡＲの場合、３つの断層像データのうちアーティファクトの感度が低い２つの断層像データを加算平均する。この場合、２つの断層像データは、断層像データＣ及び断層像データＬ１である。アーティファクトの感度が高い断層像データＲ１を加算平均に用いないため、３つすべての断層像データを加算平均した場合と比べて、加算平均によるアーティファクトの増加を抑制することが可能となる。
（パターンゼロの場合）
　角度依存パターンＡＤＰ（ｘ，ｙ）が「パターンゼロ」の場合、合成部６は、以下の式に従って合成画像データＴＣ（ｘ，ｙ）を求める。
　ＴＣ（ｘ，ｙ）＝｛Ｃ（ｘ，ｙ）＋Ｌ１（ｘ，ｙ）＋Ｒ１（ｘ，ｙ）｝／３
　合成部６は、画素（ｘ，ｙ）ごとに上記の合成を行うことにより、合成画像データＴＣ（ｘ，ｙ）を画素（ｘ，ｙ）ごとに生成する。合成部６は、合成画像データＴＣ（ｘ，ｙ）を表示制御部７に出力する。
　以上のように、構造体からのエコー信号に角度依存がある場合には、３つの断層像データのうち感度が良い断層像データを加算平均することにより、加算平均による感度の低下を防ぐことが可能となる。また、アーティファクトに角度依存がある場合には、３つの断層像データのうち感度が低い断層像データを加算平均することにより、加算平均によるアーティファクトの増加を抑制することが可能となる。すなわち、構造体からのエコー信号については、感度が良い断層像データが選択されるようになる。かつ、アーティファクトについては、感度が低い断層像データが選択されるようになる。これらのことにより、構造物の感度が良くてアーティファクトが目立ちにくい画像を生成することが可能となる。その結果、アーティファクトに基づく像よりも生体信号（構造体からのエコー信号）に基づく像の視認性が向上する。
（合成方法の変形例）
　合成方法の変形例について説明する。合成部６は、複数の断層像データのうち画素値の最大値又は最小値を用いて合成画像データＴＣ（ｘ，ｙ）を生成してもよい。
　例えば、角度依存パターンＡＤＰ（ｘ，ｙ）が、「パターンＳＣ」、「パターンＳＬ」、「パターンＳＲ」のうちのいずれかの場合、合成部６は、以下の式に従って合成画像データＴＣ（ｘ，ｙ）を求める。
　ＴＣ（ｘ，ｙ）＝Ｍａｘ｛Ｃ（ｘ，ｙ）、Ｌ１（ｘ，ｙ）、Ｒ１（ｘ，ｙ）｝
　構造体からのエコー信号に角度依存がある場合には、合成部６は、３つの断層像データのうち画素値の最大値を用いて合成画像データＴＣ（ｘ，ｙ）を生成する。すなわち、合成部６は、断層像データＣ（ｘ，ｙ）、断層像データＬ１（ｘ，ｙ）、及び断層像データＲ１（ｘ，ｙ）のうち、最大の画素値を選択して合成画像データＴＣ（ｘ，ｙ）を生成する。
　換言すると、合成部６は、最大の画素値に対する重みを「１」とし、最大値以外の画素値に対する重みを「０」にして、断層像データＣ（ｘ，ｙ）、断層像データＬ１（ｘ，ｙ）、及び断層像データＲ１（ｘ，ｙ）を重み付け加算することにより、合成画像データＴＣ（ｘ，ｙ）を生成する。構造体からのエコー信号に角度依存がある場合には、３つの断層像データのうち画素値の最大値を用いることにより、構造体からのエコー信号の強度が比較的高い断層像データを選択することが可能となる。
　また、角度依存パターンＡＤＰ（ｘ，ｙ）が、「パターンＡＣ」、「パターンＡＬ」、「パターンＡＲ」のうちのいずれかの場合、合成部６は、以下の式に従って合成画像データＴＣ（ｘ，ｙ）を求める。
　ＴＣ（ｘ，ｙ）＝Ｍｉｎ｛Ｃ（ｘ，ｙ）、Ｌ１（ｘ，ｙ）、Ｒ１（ｘ，ｙ）｝
　アーティファクトに角度依存がある場合には、合成部６は、３つの断層像データのうち画素値の最小値を用いて合成画像データＴＣ（ｘ，ｙ）を生成する。すなわち、合成部６は、断層像データＣ（ｘ，ｙ）、断層像データＬ１（ｘ，ｙ）、及び断層像データＲ１（ｘ，ｙ）のうち、最小の画素値を選択して合成画像データＴＣ（ｘ，ｙ）を生成する。換言すると、合成部６は、最小の画素値に対する重みを「１」とし、最小値以外の画素値に対する重みを「０」にして、断層像データＣ（ｘ，ｙ）、断層像データＬ１（ｘ，ｙ）、及び断層像データＲ１（ｘ，ｙ）を重み付け加算することにより、合成画像データＴＣ（ｘ，ｙ）を生成する。アーティファクトに角度依存がある場合には、３つの断層像データのうち画素値の最小値を用いることにより、アーティファクトの信号強度が比較的低い断層像データを選択することが可能となる。
　角度依存パターンＡＤＰ（ｘ，ｙ）が「パターンゼロ」の場合には、合成部６は、以下の式に従って合成画像データＴＣ（ｘ，ｙ）を求める。
　ＴＣ（ｘ，ｙ）＝｛Ｃ（ｘ，ｙ）＋Ｌ１（ｘ，ｙ）＋Ｒ１（ｘ，ｙ）｝／３
　すなわち、合成部６は、すべての断層像データを加算平均することにより、合成画像データＴＣ（ｘ，ｙ）を生成する。
　以上のように変形例に係る合成方法によると、構造体からのエコー信号に角度依存がある場合には、感度が最も良い断層像データが選択され、アーティファクトに角度依存がある場合には、感度が最も低い断層像データが選択される。そのことにより、構造物の感度が良くてアーティファクトが目立ちにくい画像を生成することが可能となる。その結果、アーティファクトに基づく像よりも生体信号（構造体からのエコー信号）に基づく像の視認性が向上する。
（表示制御部７）
　表示制御部７は、合成画像データＴＣ（ｘ，ｙ）を合成部６から受ける。表示制御部７は、受けた合成画像データＴＣ（ｘ，ｙ）に基づいて、合成画像を表示部８１に表示させる。
（ユーザインターフェース（ＵＩ）８）
　ユーザインターフェース（ＵＩ）８は、表示部８１と操作部８２とを有する。表示部８１は、ＣＲＴや液晶ディスプレイなどの表示装置で構成されている。操作部８２は、キーボードやマウスなどの入力装置で構成されている。
（制御部９）
　制御部９は、超音波診断装置の各部の動作を制御する。例えば、制御部９は、送受信部２による超音波の送受信を制御する。
　なお、３つの断層像データを対象にした合成処理について説明したが、３つ以上の断層像データを合成してもよい。また、この実施形態の超音波診断装置は複数のボリュームデータを合成してもよいし、複数の３次元画像データを合成してもよい。
（コンパウンドスキャンの変形例）
　図４を参照して、コンパウンドスキャンの変形例について説明する。図４は、スキャンの概念を示す図である。この変形例において超音波プローブ１は、例えば５つの異なる偏向角に超音波を偏向させて超音波を送受信する。また超音波診断装置は、受信したエコー信号に基づき、偏向角がそれぞれ異なる５つの断層像データを生成する。送受信部２は制御部９の制御の下、第１の偏向角、第２の偏向角、第３の偏向角、第４の偏向角、及び第５の偏向角にそれぞれ超音波を偏向させて超音波を送受信する。上述したように、第１の偏向角は０°である。第２の偏向角は、図４において最も左側に偏向した角度である。第３の偏向角は、図４において最も右側に偏向した角度である。第４の偏向角は、第１の偏向角と第２の偏向角との間の角度である。第５の偏向角は、第１の偏向角と第３の偏向角との間の角度である。第１の偏向角、第２の偏向角、第３の偏向角、第４の偏向角、及び第５の偏向角は、操作者が操作部８２を用いて入力すればよい。
　画像生成部４は、第１の偏向角に偏向された超音波に基づく断層像データＣを生成する。また、第２の偏向角に偏向された超音波に基づく断層像データＬ１を生成する。また、第３の偏向角に偏向された超音波に基づく断層像データＲ１を生成する。また、第４の偏向角に偏向された超音波に基づく断層像データＬ２を生成する。また、第５の偏向角に偏向された超音波に基づく断層像データＲ２を生成する。図４に、各断層像データを示す。図４に示す断層像データＣは、超音波が第１の偏向角（偏向の角度が０°）に偏向された画像データである。断層像データＬ１は、第２の偏向角（図４において最も左側）に偏向された超音波に基づく画像データである。断層像データＲ１は、第３の偏向角（図４において最も右側）に偏向された超音波に基づく画像データである。断層像データＬ２は、第４の偏向角（図４において左側）に偏向された超音波に基づく画像データである。断層像データＲ２は、第５の偏向角（図４において右側）に偏向された超音波に基づく画像データである。断層像データＣ、断層像データＬ１、断層像データＲ１、断層像データＬ２、及び断層像データＲ２は、合成部６によって合成される。この合成によって、合成画像データＴＣが生成される。
　以上のように５つの偏向角に超音波を偏向して超音波を送受信する場合であっても、演算部５は、互いに偏向角の差が大きい断層像データを用いる。すなわち、演算部５は、偏向角が０°の断層像データＣ（ｘ，ｙ）、超音波が最も左側に偏向した断層像データＬ１（ｘ，ｙ）、及び超音波が最も右側に偏向した断層像データＲ１（ｘ，ｙ）を用いて、角度依存パターンＡＤＰ（ｘ，ｙ）を画素（ｘ，ｙ）ごとに求める。互いに偏向角の差が大きい断層像データを用いれば、角度依存の傾向が明確になるからである。
　合成部６は、上述したように、各断層像データの重みを角度依存パターンＡＤＰ（ｘ，ｙ）に応じて変える。その上で合成部６は、各断層像データを重み付け合成する。この変形例においては、合成部６は、断層像データＣ（ｘ，ｙ）、断層像データＬ１（ｘ，ｙ）、断層像データＬ２（ｘ，ｙ）、断層像データＲ１（ｘ，ｙ）、及び断層像データＲ２（ｘ，ｙ）のそれぞれの画素（ｘ，ｙ）の重みを、角度依存パターンＡＤＰ（ｘ，ｙ）に応じて変える。合成部６はこの重み付けに基づいて、断層像データＣ（ｘ，ｙ）、断層像データＬ１（ｘ，ｙ）、断層像データＬ２（ｘ，ｙ）、断層像データＲ１（ｘ，ｙ）、及び断層像データＲ２（ｘ，ｙ）を合成する。このようにして、合成部６は合成画像データＴＣ（ｘ，ｙ）を生成する。合成部６は、画素（ｘ，ｙ）ごとに上記の合成を行うことにより、合成画像データＴＣ（ｘ，ｙ）を画素（ｘ，ｙ）ごとに生成する。合成部６は、合成画像データＴＣ（ｘ，ｙ）を表示制御部７に出力する。
　なお、７つ以上の偏向角に超音波を偏向して超音波を送受信する場合であっても、超音波診断装置は、互いに偏向角の差が大きい断層像データを用いて角度依存パターンＡＤＰ（ｘ，ｙ）を求めればよい。
　画像生成部４、演算部５、合成部６、及び表示制御部７のそれぞれの機能は、プログラムによって実行されてもよい。一例として、画像生成部４、演算部５、合成部６、及び表示制御部７はそれぞれ、図示しない処理装置と、図示しない記憶装置とによって構成されていてもよい。処理装置は、ＣＰＵ、ＧＰＵ、又はＡＳＩＣなどによって構成されていてもよい。記憶装置は、ＲＯＭ、ＲＡＭ、又はＨＤＤなどによって構成されていてもよい。記憶装置には、画像生成プログラムと、演算プログラムと、合成プログラムと、表示処理プログラムと、が記憶されている。画像生成プログラムは、画像生成部４の機能を実行する。合成プログラムは合成部６の機能を実行する。演算プログラムは演算部５の機能を実行する。表示処理プログラムは表示制御部７の機能を実行する。また、演算プログラムには、差分算出プログラムと、角度依存決定プログラムとが含まれる。差分算出プログラムは、差分算出部５１の機能を実行する。角度依存プログラムは、角度依存決定部５２の機能を実行する。ＣＰＵなどの処理装置が、記憶部に記憶されている各プログラムを実行することにより、各部の機能を実行する。
（動作）
　次に、図５を参照して、第１実施形態に係る超音波診断装置による一連の動作について説明する。図５は、第１実施形態に係る超音波診断装置による一連の動作を示すフローチャートである。
（ステップＳ０１）
　まず、送受信部２は制御部９の制御の下、偏向角を変えて超音波の送受信を行う。例えば、送受信部２は、第１の偏向角（偏向角が０°）、第２の偏向角、及び第３の偏向角にそれぞれ超音波を偏向させて超音波を送受信する。画像生成部４は、例えば図２に示すように、超音波が第１の偏向角に偏向された断層像データＣを生成する。また、超音波が第２の偏向角に偏向された断層像データＬ１を生成する。また、超音波が第３の偏向角に偏向された断層像データＲ１を生成する。画像生成部４は、演算部５と合成部６とに断層像データを出力する。
（ステップＳ０２）
　差分算出部５１は、超音波の偏向角がそれぞれ異なる複数の断層像データ間の互いの差分を求める。そして差分算出部５１は、求めた各差分の絶対値を求める。例えば、差分算出部５１は、断層像データＣ（ｘ，ｙ）、断層像データＬ１（ｘ，ｙ）、及び断層像データＲ１（ｘ，ｙ）の間の互いの差分を画素（ｘ，ｙ）ごとに求める。そして差分算出部５１は、求めた差分の絶対値ＣＲ（ｘ，ｙ）、ＣＬ（ｘ，ｙ）、及びＬＲ（ｘ，ｙ）を求める。
（ステップＳ０３）
　角度依存決定部５２は、差分算出部５１によって求められた差分の絶対値の組み合わせに基づいて、角度依存パターンＡＤＰ（ｘ，ｙ）を画素（ｘ，ｙ）ごとに求める。角度依存決定部５２は、角度依存パターンＡＤＰ（ｘ，ｙ）を示すパターン情報を合成部６に出力する。
（ステップＳ０４）
　合成部６は、各画素（ｘ，ｙ）の角度依存パターンＡＤＰ（ｘ，ｙ）に応じて複数の断層像データの各画素（ｘ，ｙ）の重みを変える。合成部６はこの重み付けに基づいて、複数の断層像データを合成する。例えば、合成部６は、断層像データＣ（ｘ，ｙ）、断層像データＬ１（ｘ，ｙ）、及び断層像データＲ１（ｘ，ｙ）のそれぞれの画素（ｘ，ｙ）の重みを角度依存パターンＡＤＰ（ｘ，ｙ）に応じて変える。合成部６はこの重み付けに基づいて、断層像データＣ（ｘ，ｙ）、断層像データＬ１（ｘ，ｙ）、及び断層像データＲ１（ｘ，ｙ）を合成することにより、合成画像データＴＣ（ｘ，ｙ）を画素（ｘ，ｙ）ごとに生成する。合成部６は、合成画像データＴＣ（ｘ，ｙ）を表示制御部７に出力する。
（ステップＳ０５）
　表示制御部７は、合成画像データＴＣ（ｘ，ｙ）に基づく合成画像を表示部８１に表示させる。
　以上のように、第１実施形態に係る超音波診断装置によると、構造体からのエコー信号に角度依存がある場合には、複数の断層像データのうち、感度が良い断層像データを加算平均することにより、加算平均による感度の低下を防ぐことが可能となる。また、アーティファクトに角度依存がある場合には、複数の断層像データのうち感度の低い断層像データを加算平均することにより、加算平均によるアーティファクトの増加を抑制することが可能となる。そのことにより、構造物の感度が良くてアーティファクトが目立ちにくい画像を生成することが可能となる。その結果、アーティファクトに基づく像よりも生体信号（構造体からのエコー信号）に基づく像の視認性が向上する。
［第２の実施の形態］
　図６を参照して、第２実施形態に係る超音波診断装置について説明する。図６は、第２実施形態に係る超音波診断装置のブロック図である。第２実施形態に係る超音波診断装置は、第１実施形態に係る演算部５及び合成部６の代わりに、演算部５Ａと合成部６Ａとを有する。演算部５Ａ及び合成部６Ａ以外の構成は、第１実施形態に係る超音波診断装置と同じであるため、説明を省略する。一例として第１実施形態と同様に、第１の偏向角、第２の偏向角、及び第３の偏向角に超音波を偏向させて、断層像データＣ（ｘ，ｙ）、断層像データＬ１（ｘ，ｙ）、及び断層像データＲ１（ｘ，ｙ）が生成される場合について説明する。
（演算部５Ａ）
　演算部５Ａは、超音波の偏向角がそれぞれ異なる複数の断層像データに基づいて、角度依存の傾向を示す角度依存情報ＡＤＩ（ｘ，ｙ）を画素（ｘ，ｙ）ごとに求める。以下の式に示すように、断層像データＬ１（ｘ，ｙ）と断層像データＲ１（ｘ，ｙ）との画素値の差分の絶対値を、角度依存情報ＡＤＩ（ｘ，ｙ）とする。
　ＡＤＩ（ｘ，ｙ）＝｜Ｌ１（ｘ、ｙ）－Ｒ１（ｘ、ｙ）｜
　角度依存情報ＡＤＩ（ｘ，ｙ）が大きくなるほど、角度依存の程度が大きいことを示している。演算部５Ａは、角度依存情報（ｘ，ｙ）を合成部６Ａに出力する。
（合成部６Ａ）
　合成部６Ａは、超音波の偏向角がそれぞれ異なる複数の断層像データを加算平均する。この加算平均により、合成部６は合成画像データを生成する。例えば、合成部６Ａは、断層像データＣ（ｘ，ｙ）、断層像データＬ１（ｘ，ｙ）、及び断層像データＲ１（ｘ，ｙ）を加算平均する。この加算平均により、合成部６は合成画像データＴＣ（ｘ，ｙ）を生成する。
　また、合成部６Ａは、合成画像データＴＣ（ｘ，ｙ）に角度依存情報（ｘ，ｙ）を合成することにより、重畳画像データＴＩ（ｘ，ｙ）を生成する。例えば、合成部６Ａは、合成画像データＴＣ（ｘ，ｙ）のＲ信号（Ｒｅｄ信号）、Ｇ信号（Ｇｒｅｅｎ信号）、又はＢ信号（Ｂｌｕｅ信号）のうち、いずれかの信号に角度依存情報（ｘ，ｙ）を合成する。例えば操作者が操作部８２を用いて、角度依存情報（ｘ，ｙ）を合成する信号を指定してもよい。一例としてＢ信号に角度依存情報（ｘ，ｙ）を合成する場合、合成部６Ａは、以下の式に従って重畳画像データＴＩ（ｘ，ｙ）（Ｒ，Ｇ，Ｂ）を生成する。
　ＴＩ（ｘ，ｙ）のＲ信号＝ＴＣ（ｘ，ｙ）
　ＴＩ（ｘ，ｙ）のＧ信号＝ＴＣ（ｘ，ｙ）
　ＴＩ（ｘ，ｙ）のＢ信号＝ＴＣ（ｘ，ｙ）＋ＡＤＩ（ｘ，ｙ）
　合成部６Ａは、重畳画像データＴＩ（ｘ，ｙ）を表示制御部７に出力する。表示制御部７は、重畳画像データＴＩ（ｘ，ｙ）に基づく重畳画像を表示部８１に表示させる。
　以上のように合成部６Ａは、合成画像データＴＣ（ｘ，ｙ）に角度依存情報ＡＤＩ（ｘ，ｙ）を合成する。この合成により、合成部６Ａは、角度依存が大きい（角度依存情報ＡＤＩが大きい）箇所は、合成された成分の色が強調されて表示させる。例えばＢ信号に角度依存情報ＡＤＩ（ｘ，ｙ）を合成すると、角度依存情報ＡＤＩ（ｘ，ｙ）が合成された箇所の青みが強くなって表示される。角度依存が大きい、すなわち角度依存情報ＡＤＩが大きい場合には、角度依存情報ＡＤＩの大きさに応じて青みが強くなって表示される。そのことにより、操作者にとって生体の構造体とアーティファクトとを識別しやすくなる。
　なお、３つの断層像データを対象にした合成処理について説明したが、第１実施形態と同様に、３つ以上の断層像データを合成してもよい。また、複数のボリュームデータを合成してもよいし、複数の３次元画像データを合成してもよい。
　また、第１実施形態と第２実施形態とを組み合わせてもよい。例えば合成部６Ａは、第１実施形態に係る合成部６によって生成された合成画像データＴＣ（ｘ，ｙ）に、角度依存情報ＡＤＩ（ｘ，ｙ）を合成してもよい。
　演算部５Ａ及び合成部６Ａのそれぞれの機能は、プログラムによって実行されてもよい。一例として、演算部５Ａ及び合成部６Ａはそれぞれ、図示しない処理装置と、図示しない記憶装置とによって構成されていてもよい。処理装置はＣＰＵ、ＧＰＵ、又はＡＳＩＣなどによって構成されていてもよい。記憶装置は、ＲＯＭ、ＲＡＭ、又はＨＤＤなどによって構成されていてもよい。記憶装置には、演算プログラムと、合成プログラムとが記憶されている。演算プログラムは演算部５Ａの機能を実行する。合成プログラムは合成部６Ａの機能を実行する。ＣＰＵなどの処理装置が、記憶部に記憶されている各プログラムを実行することにより、各部の機能を実行する。
（動作）
　次に、図７を参照して、第２実施形態に係る超音波診断装置による一連の動作について説明する。図７は、第２実施形態に係る超音波診断装置による一連の動作を示すフローチャートである。
（ステップＳ１０）
　まず、送受信部２は制御部９の制御の下、偏向角を変えて超音波の送受信を行う。例えば、送受信部２は、第１の偏向角（偏向角が０°）、第２の偏向角、及び第３の偏向角にそれぞれ超音波を偏向させて超音波を送受信する。画像生成部４は、例えば図２に示すように、超音波が第１の偏向角に偏向された断層像データＣを生成する。また、超音波が第２の偏向角に偏向された断層像データＬ１を生成する。また、超音波が第３の偏向角に偏向された断層像データＲ１を生成する。画像生成部４は、演算部５Ａと合成部６Ａとに断層像データを出力する。
（ステップＳ１１）
　演算部５Ａは、超音波の偏向角が異なる複数の断層像データに基づいて、角度依存情報ＡＤＩ（ｘ，ｙ）を画素（ｘ，ｙ）ごとに求める。例えば、演算部５Ａは、断層像データＬ１（ｘ，ｙ）と断層像データＲ１（ｘ，ｙ）との画素値の差分の絶対値を、角度依存情報ＡＤＩ（ｘ，ｙ）とする。演算部５Ａは、角度依存情報（ｘ，ｙ）を合成部６Ａに出力する。
（ステップＳ１２）
　合成部６Ａは、超音波の偏向角がそれぞれ異なる複数の断層像データを加算平均する。この加算平均により、合成部６Ａは、合成画像データを生成する。例えば、合成部６Ａは、断層像データＣ（ｘ，ｙ）、断層像データＬ１（ｘ，ｙ）、及び断層像データＲ１（ｘ，ｙ）を加算平均する。この加算平均により、合成部６は合成画像データＴＣ（ｘ，ｙ）を生成する。
（ステップＳ１３）
　合成部６Ａは、合成画像データＴＣ（ｘ，ｙ）に角度依存情報（ｘ，ｙ）を合成する。この合成により、合成部６Ａは、重畳画像データＴＩ（ｘ，ｙ）を生成する。例えば、合成部６Ａは、合成画像データＴＣ（ｘ，ｙ）のＢ信号に角度依存情報（ｘ，ｙ）を合成する。合成部６Ａは、重畳画像データＴＩ（ｘ，ｙ）を表示制御部７に出力する。
（ステップＳ１４）
　表示制御部７は、重畳画像データＴＩ（ｘ，ｙ）に基づく重畳画像を表示部８１に表示させる。
　以上のように、第２実施形態に係る超音波診断装置によると、合成画像データＴＣ（ｘ，ｙ）に角度依存情報ＡＤＩ（ｘ，ｙ）を合成する。この合成により、角度依存が大きい（角度依存情報ＡＤＩが大きい）箇所は、合成された成分の色（例えば青色）が強調されて表示される。角度依存が大きい（角度依存情報ＡＤＩが大きい）場合には、例えば青みがさらに強くなって表示されるため、操作者にとって生体の構造体とアーティファクトとを識別しやすくなる。
［第３の実施の形態］
　次に、第３実施形態に係る超音波診断装置について説明する。第３実施形態に係る超音波診断装置も、第１実施形態と同様に、コンパウンドスキャンによる複数の画像（画像における各画素）の角度依存パターンＡＤＰ（ｘ，ｙ）を求める。また、各画像に重み付けをする点も同様である。ただし第３実施形態第は、第１実施形態と異なり、撮影部位や傾向に応じて合成方法を変更する。すなわち画像が示す部位等に対応して、重み付けした各画像の画素について加算平均する合成方法であるか、重み付けした各画像の最大値又は最小値を用いる合成方法であるかが設定される。
　例えば、スペックルといったランダムなノイズが発生しやすい部分を示す画像では、重み付けした各画像を加算平均する合成方法により、平滑化する方がノイズの除去という点において有効である。これに対し、血管の断面のような構造物を示す画像では、重み付けした各画像の最大値を用いる合成方法により、感度の良い画像を生成することが有効である。また、このような画像に対して、各画像の最小値を用いる合成方法により、アーティファクトが目立ちにくい画像を生成することが有効である。
（合成方法設定画面）
　第３実施形態において超音波診断装置における図示しない記憶部には、合成方法の設定画面の画面データが記憶されている。この合成方法の設定画面の図示は省略する。合成方法の設定画面は、「撮影部位または傾向」を設定するための表示欄を有する。表示欄における撮影部位としては、例えば血管、肝臓等がある。傾向としては、例えばノイズ発生のしやすさが段階的に表示される。操作者が操作部８２を用いてこの表示欄に表示された項目のうち、いずれかの撮影部位又はいずれかの傾向を選択すると、選択した情報が制御部９に出力される。
　図示しない記憶部には予め撮影部位又は傾向に対応した合成方法が記憶されている。制御部９は、合成方法の設定画面において選択された、例えば撮影部位の情報に対応した合成方法を記憶部から読み出す。
　なお、制御部９が角度依存パターンに基づいて、対応する合成方法を読み出す構成に限られない。他の例については例えば次のように構成することが可能である。角度依存パターンが求められると、その角度依存パターンを表示する。あわせて各断層像のうち少なくともいずれか１つを表示する。この時点で操作者は表示された断層像と、求められた角度依存パターンを参照することが可能である。この例において、合成方法の設定画面は、合成方法の種類を複数表示する表示欄が設けられている。操作者が操作部８２を用いて、この表示欄に表示された項目のうち、いずれかの合成方法を選択すると、その情報が制御部９に送られる。
　制御部９は、上記のように設定された合成方法を合成部６に出力する。
（合成方法）
　以下、第３実施形態の合成部６による、合成画像データＴＣ（ｘ,ｙ）の生成について説明する。
（パターンＳＣの場合）
　角度依存パターンＡＤＰ（ｘ，ｙ）が「パターンＳＣ」であり、且つ「撮影部位が血管」と選択された場合、合成部６は、以下の式に従って合成画像データＴＣ（ｘ，ｙ）を求める。
　ＴＣ（ｘ，ｙ）＝Ｍａｘ｛Ｃ（ｘ，ｙ）、Ｌ１（ｘ，ｙ）、Ｒ１（ｘ，ｙ）｝
　すなわち、各断層像データに同じ重み付けをし、かつ最大の画素値を選択して合成画像データＴＣ（ｘ，ｙ）を生成する。なお、パターンＳＣの定義については第１実施形態と同様である。
　なお、角度依存パターンＡＤＰ（ｘ，ｙ）が「パターンＳＣ」であり、且つ「画像の傾向としてノイズ発生の度合いが低い」と選択された場合も、合成部６は、上記「撮影部位が血管」と選択された場合と同様に合成画像データＴＣ（ｘ，ｙ）を求める。
　角度依存パターンＡＤＰ（ｘ，ｙ）が「パターンＳＣ」であり、且つ「撮影部位が肝臓」の場合、合成部６は、以下の式に従って合成画像データＴＣ（ｘ，ｙ）を求める。
　ＴＣ（ｘ，ｙ）＝｛Ｃ（ｘ，ｙ）＋Ｌ１（ｘ，ｙ）＋Ｒ１（ｘ，ｙ）｝／３
　すなわち、各断層像データに同じ重み付けをし、加算する。それにより合成部６は合成画像データＴＣ（ｘ，ｙ）を生成する。
　角度依存パターンＡＤＰ（ｘ，ｙ）が「パターンＳＣ」であり、且つ「画像の傾向としてノイズ発生の度合いが高い」と選択された場合も、合成部６は、上記「撮影部位が肝臓」と選択された場合と同様に合成画像データＴＣ（ｘ，ｙ）を求める。
（パターンＳＬの場合）
　角度依存パターンＡＤＰ（ｘ，ｙ）が「パターンＳＬ」であり、且つ「撮影部位が血管」と選択された場合、合成部６は、以下の式に従って合成画像データＴＣ（ｘ，ｙ）を求める。
　ＴＣ（ｘ，ｙ）＝Ｍａｘ｛Ｃ（ｘ，ｙ）、Ｌ１（ｘ，ｙ）、Ｒ１（ｘ，ｙ）｝
なお、角度依存パターンＡＤＰ（ｘ，ｙ）が「パターンＳＬ」であり、且つ「画像の傾向としてノイズ発生の度合いが低い」と選択された場合も同様である。
　角度依存パターンＡＤＰ（ｘ，ｙ）が「パターンＳＬ」であり、且つ「撮影部位が肝臓」の場合、合成部６は、以下の式に従って合成画像データＴＣ（ｘ，ｙ）を求める。
　ＴＣ（ｘ，ｙ）＝｛Ｃ（ｘ，ｙ）＋Ｌ１（ｘ，ｙ）｝／２
　なお、角度依存パターンＡＤＰ（ｘ，ｙ）が「パターンＳＬ」であり、且つ「画像の傾向としてノイズ発生の度合いが高い」と選択された場合も同様である。
（パターンＳＲの場合）
　角度依存パターンＡＤＰ（ｘ，ｙ）が「パターンＳＲ」であり、且つ「撮影部位が血管」と選択された場合、合成部６は、以下の式に従って合成画像データＴＣ（ｘ，ｙ）を求める。
　ＴＣ（ｘ，ｙ）＝Ｍａｘ｛Ｃ（ｘ，ｙ）、Ｌ１（ｘ，ｙ）、Ｒ１（ｘ，ｙ）｝
なお、角度依存パターンＡＤＰ（ｘ，ｙ）が「パターンＳＲ」であり、且つ「画像の傾向としてノイズ発生の度合いが低い」と選択された場合も同様である。
　角度依存パターンＡＤＰ（ｘ，ｙ）が「パターンＳＲ」であり、且つ「撮影部位が肝臓」の場合、合成部６は、以下の式に従って合成画像データＴＣ（ｘ，ｙ）を求める。
　ＴＣ（ｘ，ｙ）＝｛Ｃ（ｘ，ｙ）＋Ｒ１（ｘ，ｙ）｝／２
　なお、角度依存パターンＡＤＰ（ｘ，ｙ）が「パターンＳＲ」であり、且つ「画像の傾向としてノイズ発生の度合いが高い」と選択された場合も同様である。
（パターンＡＣの場合）
　角度依存パターンＡＤＰ（ｘ，ｙ）が「パターンＡＣ」であり、且つ「撮影部位が血管」と選択された場合、合成部６は、以下の式に従って合成画像データＴＣ（ｘ，ｙ）を求める。
　ＴＣ（ｘ，ｙ）＝Ｍｉｎ｛Ｃ（ｘ，ｙ）、Ｌ１（ｘ，ｙ）、Ｒ１（ｘ，ｙ）｝
　合成部６は、複数の断層像データのうち画素値の最小値を用いて合成画像データＴＣ（ｘ，ｙ）を生成する。なお、角度依存パターンＡＤＰ（ｘ，ｙ）が「パターンＡＣ」であり、且つ「画像の傾向としてノイズ発生の度合いが低い」と選択された場合も同様である。
　角度依存パターンＡＤＰ（ｘ，ｙ）が「パターンＡＣ」であり、且つ「撮影部位が肝臓」の場合、合成部６は、以下の式に従って合成画像データＴＣ（ｘ，ｙ）を求める。
　ＴＣ（ｘ，ｙ）＝｛Ｌ１（ｘ，ｙ）＋Ｒ１（ｘ，ｙ）｝／２
　合成部６は、断層像データＣ（ｘ，ｙ）に対する重みを「０」とし、断層像データＬ１（ｘ，ｙ）と断層像データＲ１（ｘ，ｙ）とに対する重みを「０．５」に重み付けする。合成部６はこの重み付けに基づいて、断層像データＣ（ｘ，ｙ）、断層像データＬ１（ｘ，ｙ）、及び断層像データＲ１（ｘ，ｙ）を加算する。この加算により、合成部６は合成画像データＴＣ（ｘ，ｙ）を生成する。なお、角度依存パターンＡＤＰ（ｘ，ｙ）が「パターンＡＣ」であり、且つ「画像の傾向としてノイズ発生の度合いが高い」と選択された場合も同様である。
（パターンＡＬの場合）
　角度依存パターンＡＤＰ（ｘ，ｙ）が「パターンＡＬ」であり、且つ「撮影部位が血管」と選択された場合、合成部６は、以下の式に従って合成画像データＴＣ（ｘ，ｙ）を求める。
　ＴＣ（ｘ，ｙ）＝Ｍｉｎ｛Ｃ（ｘ，ｙ）、Ｌ１（ｘ，ｙ）、Ｒ１（ｘ，ｙ）｝
　合成部６は、複数の断層像データのうち画素値の最小値を用いて合成画像データＴＣ（ｘ，ｙ）を生成する。なお、角度依存パターンＡＤＰ（ｘ，ｙ）が「パターンＡＬ」であり、且つ「画像の傾向としてノイズ発生の度合いが低い」と選択された場合も同様である。
　角度依存パターンＡＤＰ（ｘ，ｙ）が「パターンＡＬ」であり、且つ「撮影部位が肝臓」の場合、合成部６は、以下の式に従って合成画像データＴＣ（ｘ，ｙ）を求める。
　ＴＣ（ｘ，ｙ）＝｛Ｃ（ｘ，ｙ）＋Ｒ１（ｘ，ｙ）｝／２
　合成部６は、断層像データＬ１（ｘ，ｙ）に対する重みを「０」とし、断層像データＣ（ｘ，ｙ）と断層像データＲ１（ｘ，ｙ）とに対する重みを「０．５」に重み付けする。合成部６はこの重み付けに基づいて、複数の断層像データを加算する。この加算により、合成部６は合成画像データＴＣ（ｘ，ｙ）を生成する。なお、角度依存パターンＡＤＰ（ｘ，ｙ）が「パターンＡＬ」であり、且つ「画像の傾向としてノイズ発生の度合いが高い」と選択された場合も同様である。
（パターンＡＲの場合）
　角度依存パターンＡＤＰ（ｘ，ｙ）が「パターンＡＲ」であり、且つ「撮影部位が血管」と選択された場合、合成部６は、以下の式に従って合成画像データＴＣ（ｘ，ｙ）を求める。
　ＴＣ（ｘ，ｙ）＝Ｍｉｎ｛Ｃ（ｘ，ｙ）、Ｌ１（ｘ，ｙ）、Ｒ１（ｘ，ｙ）｝
　合成部６は、複数の断層像データのうち画素値の最小値を用いて合成画像データＴＣ（ｘ，ｙ）を生成する。なお、角度依存パターンＡＤＰ（ｘ，ｙ）が「パターンＡＲ」であり、且つ「画像の傾向としてノイズ発生の度合いが低い」と選択された場合も同様である。
　角度依存パターンＡＤＰ（ｘ，ｙ）が「パターンＡＲ」であり、且つ「撮影部位が肝臓」の場合、合成部６は、以下の式に従って合成画像データＴＣ（ｘ，ｙ）を求める。
　ＴＣ（ｘ，ｙ）＝｛Ｃ（ｘ，ｙ）＋Ｌ１（ｘ，ｙ）｝／２
　合成部６は、断層像データＲ１（ｘ，ｙ）に対する重みを「０」とし、断層像データＣ（ｘ，ｙ）と断層像データＬ１（ｘ，ｙ）とに対する重みを「０．５」に重み付けする。合成部６はこの重み付けに基づいて、複数の断層像データを加算する。この加算により、合成部６は合成画像データＴＣ（ｘ，ｙ）を生成する。なお、角度依存パターンＡＤＰ（ｘ，ｙ）が「パターンＡＲ」であり、且つ「画像の傾向としてノイズ発生の度合いが高い」と選択された場合も同様である。
（パターンゼロの場合）
　角度依存パターンＡＤＰ（ｘ，ｙ）が「パターンゼロ」の場合、合成方法設定画面で選択された情報にかかわらず、合成部６は、以下の式に従って合成画像データＴＣ（ｘ，ｙ）を求める。
　ＴＣ（ｘ，ｙ）＝｛Ｃ（ｘ，ｙ）＋Ｌ１（ｘ，ｙ）＋Ｒ１（ｘ，ｙ）｝／３
　合成部６は、画素（ｘ，ｙ）ごとに上記の合成を行うことにより、合成画像データＴＣ（ｘ，ｙ）を画素（ｘ，ｙ）ごとに生成する。合成部６は、合成画像データＴＣ（ｘ，ｙ）を表示制御部７に出力する。
（閾値設定画面）
　第３実施形態において超音波診断装置における図示しない記憶部には、角度依存パターンを定める画素値等の閾値の設定画面が記憶されている。すなわち、上述の第１の条件～第６の条件に該当するかを判定するのに用いる閾値Ｔｈ１、Ｔｈ２、Ｔｈ３は、閾値設定画面を介して入力される。この閾値の設定画面の図示は省略する。上述の通り、閾値Ｔｈ１は、絶対値ＣＲ（ｘ，ｙ）に対する閾値である。閾値Ｔｈ２は、絶対値ＣＬ（ｘ，ｙ）に対する閾値である。閾値Ｔｈ３は、絶対値ＬＲ（ｘ，ｙ）に対する閾値である。
　閾値の設定画面には、閾値Ｔｈ１の入力欄、閾値Ｔｈ２の入力欄および、閾値Ｔｈ３の入力欄が設けられている。操作者が操作部８２を用いていずれかの入力欄に閾値を入力すると、入力した閾値と、その種別（Ｔｈ１、Ｔｈ２または、Ｔｈ３）とが制御部９に出力される。
　なお、閾値設定画面は、閾値Ｔｈ１、閾値Ｔｈ２および、閾値Ｔｈ３それぞれの入力欄を有する構成でなくても良い。例えば、「撮影部位」または「画像の傾向」ごとに、閾値の組み合わせを選択可能な表示欄が設けられていてもよい。「撮影部位」または「画像の傾向」については、合成方法設定画面において説明した内容と同様である。一例として、閾値設定画面の当該表示欄においては、「撮影部位が血管」である場合の、閾値Ｔｈ１、閾値Ｔｈ２および、閾値Ｔｈ３の組み合わせを選択可能である。また、他の例として画像の傾向として「ノイズが発生の度合いが高い」場合の、閾値Ｔｈ１、閾値Ｔｈ２および、閾値Ｔｈ３の組み合わせを選択可能である。
　操作者が操作部８２を用いて、表示欄におけるいずれかの項目を選択すると、選択された閾値の組み合わせが制御部９に出力される。
　制御部９は、入力または選択された閾値の組み合わせを角度依存決定分５２に送る。角度依存決定部５２は、選択された閾値Ｔｈ１、Ｔｈ２、Ｔｈ３を用いて、角度依存パターンＡＤＰ（ｘ，ｙ）を画素（ｘ，ｙ）ごとに求める。
　なお、第３実施形態は、５つの偏向角に超音波を偏向して超音波を送受信する場合であっても、７つ以上の偏向角に超音波を偏向して超音波を送受信する場合であっても、適用することが可能である。また、第３実施形態は、第２実施形態と組み合わせて超音波診断装置に適用することが可能である。また、第３実施形態おいては、撮影部位の例として「血管」、「肝臓」の例のみを説明したが、各種設定画面においては当然、他の撮影部位を選択等することが可能である。また、画像の傾向として「ノイズの発生の度合い」を示したが、画像の傾向は他の表現で表示されていてもよい。また、第３実施形態においては、合成方法の変更または閾値の変更のいずれか一方が行えればよく、必ずしも双方の処理をする必要はない。
　以上のように、第３実施形態に係る超音波診断装置によると、撮影部位や画像の傾向に応じて、合成方法が変更される。すなわち、構造体からのエコー信号に角度依存がある場合、撮影部位や画像の傾向に応じて、加算平均を行うか、最大値を用いるかを変更することができる。また、アーティファクトに角度依存がある場合も、撮影部位や画像の傾向に応じて、加算平均を行うか、最小値を用いるかを変更することができる。
　つまり状況に応じて、加算平均による感度の低下およびアーティファクトの増加の抑制、およびノイズの除去の調和を図っている。そのことにより、構造物の感度が良くてアーティファクトが目立ちにくい画像を生成することが可能となる。その結果、アーティファクトに基づく像よりも生体信号（構造体からのエコー信号）に基づく像の視認性が向上する。
　さらに、第２実施形態との組み合わせにおいては、合成画像データＴＣ（ｘ，ｙ）に角度依存情報ＡＤＩ（ｘ，ｙ）を合成する。この合成により、角度依存が大きい（角度依存情報ＡＤＩが大きい）箇所は、合成された成分の色（例えば青色）が強調されて表示される。角度依存が大きい（角度依存情報ＡＤＩが大きい）場合には、例えば青みがさらに強くなって表示されるため、操作者にとって生体の構造体とアーティファクトとを識別しやすくなる。
　この発明の実施形態を説明したが、上記の実施形態は例として提示したものであり、発明の範囲を限定することを意図していない。これら新規な実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれるとともに、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれる。
　１　超音波プローブ
　２　送受信部
　３　信号処理部
　４　画像生成部
　５、５Ａ　演算部
　６、６Ａ　合成部
　７　表示制御部
　８　ユーザインターフェース（ＵＩ）
　９　制御部
　５１　差分算出部
　５２　角度依存決定部

Claims (10)

  1. 　複数の異なる偏向角に超音波を偏向させて被検体に超音波を送信し、前記被検体からのエコー信号を受信して、前記超音波の前記偏向角がそれぞれ異なる複数の超音波画像データを生成する撮影部と、
    　前記複数の超音波画像データに基づいて、前記複数の超音波画像データ間の前記偏向角への角度依存の傾向を求める演算部と、
    　前記角度依存の傾向に応じて前記複数の超音波画像データそれぞれに重み付けをし、前記複数の超音波画像データを合成する合成部と、
    　を有する超音波診断装置。
  2. 　前記演算部は、前記複数の超音波画像データ間の互いの差分を求め、前記差分の組み合わせに基づいて前記角度依存の傾向を求める、
    　請求項１に記載の超音波診断装置。
  3. 　前記演算部は、前記差分の組み合わせに基づいて、前記被検体内の構造体からのエコー信号の強度又はアーティファクトの信号強度が相対的に高くなる偏向角の方向を前記角度依存の傾向として求め、
    　前記合成部は、前記複数の超音波画像データのうち、前記構造体からの前記エコー信号の強度が相対的に高くなる偏向角における超音波画像データを合成する、
    　請求項２に記載の超音波診断装置。
  4. 　前記撮影部は、第１の偏向角に前記超音波を偏向させて前記第１の偏向角における第１の超音波画像データを生成し、前記第１の偏向角とは異なる第２の偏向角に前記超音波を偏向させて前記第２の偏向角における第２の超音波画像データを生成し、前記第１の偏向角を間にして前記第２の偏向角とは反対側の第３の偏向角に前記超音波を偏向させて前記第３の偏向角における第３の超音波画像データを生成し、
    　前記演算部は、前記第１の超音波画像データと前記第２の超音波画像データとの第１の差分、前記第１の超音波画像データと前記第３の超音波画像データとの第２の差分、及び、前記第２の超音波画像データと前記第３の超音波画像データとの第３の差分を求め、前記第１の差分と前記第２の差分とに基づいて、前記構造体からの前記エコー信号の強度又は前記アーティファクトの信号強度が相対的に高くなる偏向角の方向を求め、前記第３の差分に基づいて、前記構造体からの前記エコー信号の強度又は前記アーティファクトの信号強度のいずれが相対的に高くなるのか求め、
    　前記合成部は、前記構造体からの前記エコー信号の強度が相対的に高くなる場合には、前記第１の超音波画像データ、前記第２の超音波画像データ、及び前記第３の超音波画像データのうち前記構造体からの前記エコー信号の強度が相対的に高くなる超音波画像データを合成し、前記アーティファクトの信号強度が相対的に高くなる場合には、前記第１の超音波画像データ、前記第２の超音波画像データ、及び前記第３の超音波画像データのうち前記アーティファクトの信号強度が相対的に低くなる超音波画像データを合成する、
    　請求項３に記載の超音波診断装置。
  5. 　前記演算部は、
    　予め設定された第１の閾値と前記第１の差分とを比較し、かつ予め設定された第２の閾値と前記第２の差分とを比較することにより、前記被検体内の構造体からのエコー信号の強度又はアーティファクトの信号強度が、前記第２の偏向角または前記第３の偏向角のいずれかに依存しているかを求め、
    　さらに予め設定された第３の閾値と前記第３の差分とを比較することにより、前記構造体からの前記エコー信号の強度又は前記アーティファクトの信号強度のいずれが相対的に高くなるのか求める、
    請求項４に記載の超音波診断装置。
  6. 　前記第１の閾値、前記第２の閾値および前記第３の閾値を設定するためのユーザインタフェースを備え、
    　前記演算部は、前記ユーザインタフェースにおいて設定された前記第１の閾値、前記第２の閾値および前記第３の閾値に基づいて、該第１の閾値と前記第１の差分とを比較し、かつ該第２の閾値と前記第２の差分とを比較し、且つ該第３の閾値と第３の差分を比較する、
    　請求項５に記載の超音波診断装置。
  7. 　前記超音波画像の撮影部位を指定するためのユーザインタフェースと、
    　前記合成部における複数の合成方法を、前記偏向角の方向と、前記構造体からの前記エコー信号の強度又は前記アーティファクトの信号強度のいずれが相対的に高いかの判定結果と、前記指定された撮影部位とに対応付けて記憶する記憶部と、を備え、
    　前記合成部は、
    　前記演算部が求めた前記偏向角の方向および前記判定結果と、前記撮影部位とに基づいて、前記合成方法のいずれかを選択し、該合成方法に基づいて超音波画像データを合成する、請求項４に記載の超音波診断装置。
  8. 　複数の異なる偏向角に超音波を偏向させて被検体に超音波を送信し、前記被検体からのエコー信号を受信して、前記超音波の前記偏向角がそれぞれ異なる複数の超音波画像データを生成する撮影部と、
    　前記複数の超音波画像データに基づいて、前記複数の超音波画像データ間の前記偏向角への角度依存の傾向を求める演算部と、
    　前記複数の超音波画像データを合成することにより合成画像データを生成し、前記合成画像に前記角度依存の傾向を示す情報を合成する合成部と、
    　を有する超音波診断装置。
  9. 　前記演算部は、前記複数の超音波画像データ間の互いの差分を求め、前記差分に基づいて前記角度依存の傾向を求める、
    　請求項８に記載の超音波診断装置。
  10. 　前記合成部は、前記角度依存の傾向を示す情報を所定の色にして前記合成画像データに合成する、
    　請求項８又は請求項９に記載の超音波診断装置。
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