JP2014217745A - 超音波診断装置、およびその制御方法 - Google Patents

Abstract

【課題】血流速の計測に適した位置にドプラゲートを設定することのできる超音波診断装置とその制御方法を提供することを目的とする。
【解決手段】超音波プローブを介して計測対象に超音波を射出して反射波を受信し、血流速を計測する超音波診断装置であって、前記計測対象を撮像した超音波画像を取得する超音波画像取得部と、前記超音波画像取得部が取得した超音波画像から血管領域を検出する血管領域検出部と、前記血管領域の形状に基づいて特定部位を検出し、前記特定部位に基づいて前記血管領域の内部に血管の長軸方向における計測位置を１以上決定する計測位置決定部と、前記計測位置の各々に対応するドプラゲートを血管内腔の内部にそれぞれ設定するドプラゲート設定部とを備える。
【選択図】図１

Description

本発明は、超音波画像の解析結果に基づいてドプラ計測位置を自動的に設定する超音波診断装置、およびその制御方法に関する。

生体の画像診断装置としては、エックス線診断装置やＭＲ（磁気共鳴）診断装置、あるいは、超音波診断装置が普及している。なかでも、超音波診断装置は非侵襲性や実時間性などの利点を持ち、診断や検診に広く利用されている。
超音波診断装置による計測方法には、超音波の進行面上の断面像を取得するＢ（Ｂｒｉｇｈｔｎｅｓｓ）モード、超音波の進行方向に垂直な動きを検出するＭ（Ｍｏｔｉｏｎ）モード、超音波の進行方向と平行な動きを検出するドプラ計測などがある。ドプラ計測を行うにあたっては、計測に適した位置にドプラゲートを正確に設定することが必要となる。例えば、血管に狭窄が存在する場合は、最も血管の狭くなっている位置にドプラゲートを設定する必要がある（非特許文献１）。

特許第４７４９５９２号公報

貴田岡正史、他１０名、「超音波による頸動脈病変の標準的評価法」、Jpn J Med Ultrasonics Vol.36 No.4 (2009)、日本超音波医学会、p.501-509

しかしながら、狭窄位置と狭窄から離れた位置とでは血流速が異なるために、ドプラゲートを正確に狭窄位置に設定するには、医師等による熟練した手技が必要であった。
本発明は、上述した課題を鑑みて、血流速の計測に適した位置にドプラゲートを設定することのできる超音波診断装置とその制御方法を提供することを目的とする。

本発明の一態様に係る超音波診断装置は、超音波プローブを介して計測対象に超音波を射出して反射波を受信し、血流速を計測する超音波診断装置であって、前記計測対象を撮像した超音波画像を取得する超音波画像取得部と、前記超音波画像取得部が取得した超音波画像から血管領域を検出する血管領域検出部と、前記血管領域の形状に基づいて特定部位を検出し、前記特定部位に基づいて前記血管領域の内部に血管の長軸方向における計測位置を１以上決定する計測位置決定部と、前記計測位置の各々に対応するドプラゲートを血管内腔の内部にそれぞれ設定するドプラゲート設定部とを備えることを特徴とする。

本発明の一態様に係る超音波診断装置によれば、血管領域の形状に基づいて疾患部位や検診対象となる特定部位を検出して血管の長軸方向における計測位置を自動的に決定し、計測位置に対応したドプラゲートを適切に設定する。そのため、血流速計測などを簡便かつ的確に実施することが可能となる。

超音波診断装置１０の構成を示すブロック図。 （ａ）超音波診断装置１０における計測位置の決定例。（ｂ）超音波診断装置１０における計測位置に対応するドプラゲートの設定例。（ｃ）超音波診断装置１０におけるドプラゲートの幅の設定例。 超音波診断装置１０の動作を示すフローチャート。 超音波診断装置１０における複数の計測位置の決定例。 実施の形態１の補足（９）に係る超音波診断装置１０の動作を示すフローチャート。 実施の形態１の変形例に係るセグメント化と計測位置の決定例。 超音波診断装置２０の構成を示すブロック図。 （ａ）頸動脈の３Ｄ像の構築例を示す図。（ｂ）超音波プローブの位置と向きとの取得例。（ｃ）３Ｄ像と超音波プローブのスキャン面との関係を示す図。 超音波診断装置２０の動作を示すフローチャート。 超音波診断装置３０の構成を示すブロック図。 （ａ）頸動脈のセグメント化と計測位置の決定例。（ｂ）頸動脈においてプラークと血流速の計測結果との関係を示す図。 超音波診断装置３０の動作を示すフローチャート。 （ａ）超音波診断装置の制御方法を実現するプログラムを記録するためのフレキシブルディスクの物理フォーマット。（ｂ）超音波診断装置の制御方法を実現するプログラムを記録するためのフレキシブルディスク。（ｃ）超音波診断装置の制御方法を、フレキシブルディスク等の記録媒体に記録されたプログラムを用いて、コンピュータシステムにより実施する場合の説明図。 （ａ）超音波プローブとスキャン面の概略図。（ｂ）頸動脈のスキャン方法を示す図。（ｃ）頸動脈の長軸方向の断面画像。（ｄ）頸動脈の短軸方向の断面画像。 （ａ）動脈の短軸方向における血管壁の構造を示す図。（ｂ）動脈の短軸方向の画像と血管壁の関係を示す図。（ｃ）動脈の長軸方向における血管壁の構造を示す図。（ｄ）動脈の長軸方向の画像におけるプラークを示す図。 頸動脈の部位について説明する図。 従来の超音波診断装置における計測位置の決定例。 （ａ）頸動脈と短軸断面画像との対応を示す図。（ｂ）短軸断面画像における二重ループ線の中心検出例。（ｃ）短軸断面画像における内膜中膜複合体厚の算出方法を示す図。（ｄ）短軸断面画像における内膜中膜複合体厚の算出結果。 （ａ）短軸断面画像におけるドプラゲートの設定を示す図。（ｂ）超音波プローブとドプラゲートの位置関係を示す図。 （ａ）頸動脈と超音波プローブの３Ｄモデル構成例。（ｂ）超音波プローブを誘導するためのアシスト画面。 複数の短軸断面画像から３Ｄモデルを生成してドプラゲートを設定する動作を示すフローチャート。 複数の短軸断面画像と、頸動脈のセグメント化との対応を示す図。 複数の短軸断面画像を解析し、頸動脈の構造に従ってセグメント化を行う動作を示すフローチャート。 複数の短軸断面画像を解析し、プラークの有無によってさらに詳細にセグメント化を行う動作を示すフローチャート。

（発明を実施するための形態に至った経緯）
超音波診断装置の診断部位は、心臓、血管、肝臓、乳房など多岐に渡るが、近年、動脈硬化のリスク判定を目的とした頸動脈診断が注目されている。
以下に、超音波による頸動脈診断について説明する。図１４（ａ）〜（ｃ）を用いて、頸動脈を超音波でスキャンする際の像の見え方を説明する。図１４（ａ）は、超音波プローブと、そのスキャン面を示す。超音波プローブ上には超音波振動子が配置されており、本例のように超音波振動子が１次元的に配置される際には、超音波振動子の直下の２次元のスキャン面に対して受信信号が得られ、断面像となるＢモード画像が得られる。一般的に、頸動脈の診断においては、図１４（ｂ）に示すように、頸動脈が伸びた方向（以下、「長軸方向」と呼ぶ）と長軸方向に略直交しかつ皮膚の深さ方向とも略直交な方向（以下、「短軸方向」と呼ぶ）の２方向からの画像を取得する。頸動脈の短軸方向に超音波プローブをスキャンすると、例えば、図１４（ｃ）に示すような頸動脈の長軸に沿った断面画像（以下、「長軸断面画像」と呼ぶ）が得られる。他方、頸動脈の長軸方向に超音波プローブをスキャンすると、例えば、図１４（ｄ）に示すような頸動脈を短軸方向に切断した断面画像（以下、「短軸断面画像」と呼ぶ）が得られる。

次に、頸動脈診断においては血管壁の厚さを指標として動脈硬化の進行度合いを把握することから、動脈の血管壁の構造について図１５（ａ）〜（ｃ）を参照して説明する。動脈の血管壁は、内膜、中膜、外膜の３層から構成される。短軸方向の構造を図１５（ａ）に、長軸方向の構造を図１５（ｃ）に、それぞれ示す。動脈硬化の進展に伴い、主に内膜と中膜が肥厚する。従って、超音波による頸動脈診断では、図１５（ｂ）に示す内膜−血管内腔間境界（以下、単に「内膜境界」と呼ぶ）と外膜−中膜間境界（以下、単に「外膜境界」と呼ぶ）を検出することで、内膜中膜複合体厚（内膜と中膜を合わせた厚み）（ｉｎｔｉｍａ−ｍｅｄｉａ ｔｈｉｃｋｎｅｓｓ：ＩＭＴ）を測定する。内膜中膜複合体厚が局所的に一定値を超えた状態はプラークと呼ばれ、長軸断面画像においては、図１５（ｄ）のような血管壁の構造変化をきたす。プラークの大きさによっては、投薬、あるいは、外科的にプラークを剥離するなどの治療が必要となることから、内膜中膜複合体厚、あるいは、プラークに起因する血管の狭窄率を把握することは診断上重要である。特に、血管の狭窄率の指標としては、狭窄領域における血流速が用いられ、血流速はドプラ計測により計測される。

ドプラ計測による血流速の計測はプラークによる血管の狭窄診断において重要であるが、計測にあたっては、ドプラゲートの幅や位置、及び、方向の設定が必要であり、熟練した手技が必要とされてきた。これに対して、計測の自動化により、高度な手技を必要としないドプラ計測を実現するための方法が提案されている。
例えば、従来の超音波診断装置においては、Ｂモード画像から血管領域を検出し、検出した血管領域の所定位置に対してドプラ計測の計測ポイントを決定している。図１７に従来の超音波診断装置による計測位置の決定例を示す。この例では、検出した血管領域の中心に計測位置を決定している。そのため、計測位置がプラーク部位の近傍からは外れてしまっており、計測位置においてはプラーク部位の血流速が計測できない。このように、従来の超音波診断装置では、計測したい位置の血流速を得ることができないという課題があった。

そこで、発明者らは、プラーク部位や血管の分岐構造等の特定部位を検出し、検出した特定部位に基づいて計測位置を決定してドプラ計測を行うとの発想を得た。これにより、プラーク位置など疾患部位を自動的に検出し、当該位置のドプラ計測を行って血流速を算出できるので、血管などの血流速計測を簡便かつ高い再現性で実施できる。
（実施の形態）
以下本発明の実施の形態について、図面を参照しながら説明する。

（実施の形態１）
＜構成＞
実施の形態１の超音波診断装置およびその制御方法について、図面を参照しながら説明する。実施の形態１の超音波診断装置１０は、超音波画像から抽出した血管の形状に基づいてプラーク位置などを自動的に特定し、当該位置においてドプラ計測を行う。ここで、超音波画像とは、超音波プローブが計測対象をスキャンして取得した受信信号から生成された、Ｂモード画像などの静止画像もしくは動画像、または、静止画像もしくは動画像を生成するのに十分な情報を内包している、受信信号あるいは受信信号に処理が施された信号を指す。

図１は、超音波診断装置１０の構成を示すブロック図である。超音波診断装置１０は、超音波画像取得部１０１、血管領域検出部１０２、計測位置決定部１０３、ドプラゲート設定部１０４、ドプラ計測部１０５、および、計測情報表示部１０６を備える。
超音波画像取得部１０１は、超音波プローブが計測対象をスキャンして取得した受信信号からＢモード画像を生成し、血管領域検出部１０２に出力する。本実施の形態において、超音波プローブは、ＰＺＴ（チタン酸ジルコン酸鉛）などの超音波振動子が１列に配置されたリニア型のプローブである。また、本実施の形態において、計測対象は頸動脈であるとする。

血管領域検出部１０２は、超音波画像取得部１０１が出力したＢモード画像から、血管壁、具体的には、血管の外膜境界と内膜境界とを検出し、血管領域を抽出する。ここで、血管領域とは、血管の外膜より内側の部分、すなわち、血管壁とその内腔を指す。血管領域検出部１０２は、Ｂモード画像の画像内の輝度値の変化に基づいてエッジ検出などを行い、さらに、エッジの連続性などを考慮して境界を検出する。

計測位置決定部１０３は、血管領域検出部１０２が検出した血管領域に基づいて特定部位を検出し、特定部位に基づいて血管領域の内部に血管の長軸方向におけるドプラ計測の計測位置を１カ所以上決定する。本実施の形態において、特定部位はプラーク部位である。まず、特定部位の検出について説明する。計測位置決定部１０３は、血管領域検出部１０２が検出した内膜境界と外膜境界とから、内膜中膜複合体厚を算出し、内膜中膜複合体厚が所定の値を超える領域をプラーク部位として検出する。具体的には、内膜境界上の各点と、外膜境界上の各点との距離から、外膜境界上の各点における内膜中膜複合体厚を算出する。次に、計測位置決定部１０３は、血管の長軸方向におけるドプラ計測の計測位置を決定する。計測位置決定部１０３は、プラーク部位において、内膜中膜複合体厚が最大となる最大肥厚位置に対してドプラ計測位置を決定する。

図２（ａ）〜（ｃ）を用いて具体的に説明する。図２（ａ）は、超音波画像であるＢモード画像６００に対する計測位置６０４の決定例を示す。血管領域検出部１０２は、Ｂモード画像６００から血管領域６０１を検出する。次に、計測位置決定部１０３は、血管領域６０１に基づいて、プラーク６０２を特定部位として検出する。最後に、計測位置決定部１０３は、最大肥厚位置６０３を特定し、この位置に計測位置６０４を決定する。

ドプラゲート設定部１０４は、ドプラ計測位置における血流速を計測するためのドプラゲート６０５を設定する。具体的には、計測位置６０４における血管内腔に、ドプラゲート６０５の方向とゲート位置における血管走行方向６０６とのなす角θが所定の値以下となるようにドプラゲート６０５を設定する。ここで、所定の値とは、例えば６０°である。図２（ｂ）に概略を示す。ドプラゲート６０５の中心は、最大肥厚位置６０３における、内膜−血管内腔間の境界間の中点である。ここで、ドプラゲート６０５の方向は、ドプラ計測のためにプローブからドプラゲート６０５に向けて送信される超音波の進行方向であり、例えば、隣接する超音波振動子間で超音波の送信タイミングをずらし所定の位相差を設けることで、特定の向きの平面波を射出することができる。ドプラゲート設定部１０４は、血管領域検出部１０２が検出する血管走行方向６０６と、計測位置６０４とを基に、現在のプローブの位置から計測位置６０４への向きを示すドプラゲート６０５の方向と、血管走行方向６０６とのなす角θが、例えば６０°以下であるか否かを判定する。そして、θが６０°以下であれば、現在のプローブの位置から計測位置６０４への向きを、ドプラゲート６０５の方向とする。なお、θが６０°以上となる場合、超音波診断装置１０は、ユーザーに対して超音波プローブの位置や向きの変更を促す案内表示を行う。

次に、図２（ｃ）を用いてドプラゲート６０５の幅ｗについて説明する。ドプラゲート６０５の幅ｗは、最大肥厚位置６０３における血管内腔の径ｄを基準として、例えば、ｗ＝ｄ／２とする。
ドプラ計測部１０５は、ドプラゲート設定部１０４で設定されたドプラゲート６０５における血流速を取得する。

計測情報表示部１０６は、例えば、液晶ディスプレイで構成され、超音波画像取得部１０１が生成したＢモード画像を表示し、さらに、ドプラゲート設定部１０５が設定したドプラゲート６０５を重畳表示する。また、ドプラ計測部１０５が計測した血流速を表示する。
＜動作＞
図３は、超音波診断装置１０の動作を示すフローチャートである。

まず、超音波画像取得部１０１が、受信信号を取得しＢモード画像を生成する（Ｓ１０１）。
次に、血管領域検出部１０２が、超音波画像取得部１０１が生成したＢモード画像から、血管領域を抽出する（Ｓ１０２）。ここで、血管領域検出部１０２は、血管領域の血管壁の形状と、血管の走行方向とを併せて検出する。

次に、計測位置決定部１０３が、血管領域検出部１０２の出力を基に、特定部位を検出し、１つ以上の計測位置を決定する（Ｓ１０３）。
次に、ドプラゲート設定部１０４が、計測位置決定部１０３が決定した計測位置のそれぞれに対し、ドプラゲートを設定する（Ｓ１０４）。
次に、超音波診断装置１０は、ドプラゲート設定部１０４が設定したそれぞれのドプラゲートについて、ドプラ計測が終了しているか否かを判定する（Ｓ１０５）。ドプラ計測が終了していないドプラゲートが存在する場合は、ドプラ計測部１０５が当該ドプラゲートにおける血流速を計測するドプラ計測を実施し（Ｓ１０６）、超音波診断装置１０が再度ステップＳ１０５を実施する。

一方、全ての計測位置のドプラ計測が終了している場合には、計測情報表示部１０６が、ドプラゲート情報と計測結果とを表示する（Ｓ１０７）。具体的には、計測情報表示部１０６は、超音波画像取得部１０１が生成したＢモード画像上に、ドプラゲート情報と、当該ドプラゲートにおける血流速の計測結果を重畳して表示する。
＜まとめ＞
このように、本実施の形態の超音波診断装置１０によれば、血管の血管壁の形状を解析して、プラークなどの疾患部位に対する最適なドプラ計測位置を自動的に設定できるため、ドプラ計測を簡便に、かつ、高い再現性で実施できる。

＜補足＞
（１）実施の形態１では計測対象が頸動脈であるとしたが、計測対象は頸動脈に限定されるものではなく、腹部大動脈や下腿動脈などの他の血管、あるいは、心臓など、診断において血流速の計測が行われる他の部位であってもよい。
（２）実施の形態１では超音波プローブがリニア型のプローブであるとしたが、コンベックス型やセクタ型のプローブでもよい。また、超音波振動子が揺動する揺動プローブ、超音波振動子が２次元のマトリクス状に配置されたプローブなど、プローブ下の３次元領域の超音波画像が得られるプローブであってもよい。

（３）実施の形態１では、超音波画像取得部１０１がＢモード画像を生成し、血管領域検出部１０２はＢモード画像から血管壁を検出するものとしたが、本発明はこの場合に限られない。例えば、超音波画像取得部１０１はＢモード画像を生成することなく超音波プローブからの受信信号を出力し、計測位置決定部１０３は受信信号から血管壁を検出するものとしてもよい。また、例えば、超音波画像取得部１０１は、カラーフローやパワーモードなどの血流情報を示す超音波画像を取得するものとしてもよい。この場合、血管領域検出部１０２は、所定の大きさ以上の血流速が存在する領域は血管の内腔であるとみなして血管領域を決定する。ここで、カラーフローやパワーモードで血流速が得られているにもかかわらずドプラゲートを設定するのは、以下の理由による。カラーフローやパワーモードは、血流の有無、あるいは、血流速の大小の観察が主な用途であり、得られる血流速は、所定の領域における平均値を、超音波信号の自己相関など簡易な手法により計測するものである。そのため、ドプラ計測のように、高速フーリエ変換などを用いて、局所的に高精度に血流速を計測する手法に比べて精度が低いからである。

なお、Ｂモード画像と血流画像とを併用してもよい。例えば、筋肉などの組織の境界が存在する場合には、Ｂモード画像では輝度値の差が大きい滑らかなエッジとして検出されるため、血管壁との区別が困難となる場合がある。このとき、内部に血流が存在するかどうかを調べれば、血管壁と他の組織境界とを区別できる。また、血流画像から検出できるのは内膜境界のみであるため、Ｂモード画像により検出した外膜境界と、血流画像から検出した内膜境界とを併用するなども可能である。さらに、内膜境界と外膜境界の検出は自動で行うものとするが、自動検出結果が誤りである場合には、ユーザーが手動で境界位置を修正してもよい。特に、内膜境界は描出が不明瞭なことが多いため、手動での修正は有効である。

（４）実施の形態１では、血管領域検出部１０２は、Ｂモード画像から血管領域を検出してその情報を出力するものとしたが、さらに、Ｂモード画像の検証を行うものとしてもよい。例えば、Ｂモード画像から血管領域が検出できない、または、血管壁が連続しない場合には、取得したＢモード画像が不鮮明であるとして、ステップＳ１０１の超音波画像取得から再度実施するものとしてもよい。このようにすることで、超音波プローブを動かしながら血管の長軸断面画像が得られるスキャン位置を探索している途上の、血管像の描出が不完全、あるいは、描出されないような不鮮明なＢモード画像を基に計測位置を決定することを防ぐことができる。

または、Ｂモード画像が血管の長軸断面画像でない場合には、ステップＳ１０１の超音波画像取得から再度実施するものとしてもよい。長軸断面画像において血管領域は、一定以上の長さを有する連続した領域となることなどから、取得した超音波画像が長軸断面画像であるかどうかを判別できる。これにより、確実に、ドプラ計測において血管の長軸断面画像を利用することができる。

（５）実施の形態１では、プラーク部位に対して１つのドプラ計測位置を決定するとしたが、本発明はこの場合に限られず、１つのプラーク部位に対して複数のドプラ計測位置を決定するとしてもよい。図４に、複数のドプラ計測位置を決定する例について示す。ここでは、プラークの開始位置、最大肥厚位置、および、終端位置の３点をドプラ計測位置として決定しており、このように複数点で計測を行うことにより、プラーク部位における血流速の最大値などの情報が、より正確に得られる。なお、ドプラ計測位置はプラーク部位に対して１点、３点に限られず、より多くの計測位置を決定してもよい。プラークの開始、あるいは、終端付近では、血流が一様ではなく、乱流になる傾向がある。乱流が発生している領域では、流速分布も一様ではなくなるため、複数の計測位置における血流速の計測結果に基づいて乱流の有無を検出することで、プラークの存在有無が判定できる。

（６）実施の形態１では、ドプラゲートの中心が内膜境界の中点であるとしたが、外膜境界の中点であるとしてもよい。
また、ドプラゲートの幅ｗが最大肥厚位置における血管内腔の径ｄの１／２であるとしたが、例えば、ｗ＝ｄ／（２ｃｏｓθ）であるとしてもよい。
（７）実施の形態１では、現在のプローブの位置から計測位置への向きであるドプラゲートの方向と、血管走行方向とのなす角θが６０°以上となる場合、超音波診断装置１０は、ユーザーに対して超音波プローブの位置や向きの変更を促す案内表示を行うとしたが、現在のプローブの位置や向きから、位置や向きをどれだけ変化させれば、角θが所定の値以下となるかを示す情報を計測情報表示部１０６に表示してもよい。

（８）実施の形態１では、複数の計測位置でドプラ計測を行う場合、ステップＳ１０５とステップＳ１０６とを繰り返すとしたが、以下のような処理を行うとしてもよい。すなわち、ステップＳ１０３において計測位置決定部１０３が複数の計測位置を決定した場合に、計測位置決定部１０３はその計測位置を保持し、ドップラゲート設定部１０４にそのうちの１つの計測位置を出力する。そして、ステップＳ１０６における当該計測位置に対応するドプラゲートの血流速の計測の終了後、再度ステップＳ１０１から実行し、ステップＳ１０３において計測位置決定部１０３は、血流速が未計測の計測位置を順次出力する。このようにすることで、計測と計測の間にＢモード画像が変化した場合においても、その変化に追随して血管内腔にドプラゲートを設定することができる。１つのドプラ計測位置の計測には、数心拍分の時間がかかることから、超音波プローブの位置が移動することや、被検者が動くことがあり得るからである。

（９）実施の形態１では、Ｂモード画像を１度だけ生成する場合について説明したが、例えば、超音波画像の取得や血流速の計測を複数回行って安定した結果を得るようにする、としてもよい。
図５のフローチャートを用いて説明する。図５において、図３と同じステップについては同じステップ番号を用い、説明を省略する。

超音波診断装置１０は、ステップＳ１０２で血管領域検出部１０２が血管領域を抽出した後、再度ステップＳ１０１を実行して超音波画像を連続して取得し、連続して取得した２つの超音波画像から取得した血管領域の形状を比較する（Ｓ１１０）。形状変化が所定の割合を超えている場合には、再度ステップＳ１０１を実行して連続して超音波画像を取得する。形状変化が所定の割合以下である場合には、ステップＳ１０３に進む。このようにすることで、ユーザーが血管像の描出を完了したかどうか判定することができる。なぜならば、所望の血管像を描出するために超音波プローブを動かしながら探索している間は、スキャン位置が変化するために血管領域の形状変化が大きい一方、所望の血管像が描出された後は、超音波プローブを静止させるため、血管領域の形状変化が小さくなるからである。

超音波診断装置１０は、ステップＳ１０６でドプラ計測を実施した後、再度ステップＳ１０６を実施して同一のドプラゲートでドプラ計測を行い、計測結果を比較する（Ｓ１１１）。差異が所定の割合より大きい場合は、再度ステップＳ１０６を実施する。差異が所定の割合以下の場合、当該ドプラゲートの計測を完了し、ステップＳ１０５に戻る。このようにすることで、ドプラ計測結果の信頼度を向上させることができる。

なお、ステップＳ１１０とステップＳ１１１とは、いずれか一方のみを行うとしてもよい。
また、ステップＳ１１０において、超音波画像を３つ以上取得して比較するとしてもよいし、ステップＳ１１１において、３回以上のドプラ計測で比較を行うとしてもよい。なお、ステップＳ１１１において、ドプラ計測の結果を全て出力するものとしてもよいし、最後の結果だけを出力するとしてもよい。または、複数回のドプラ計測の平均値あるいは中央値などの代表値を出力するとしてもよいし、代表値を出力する場合に、他の計測結果との差異が所定の割合より大きい値を異常値として用いないとしてもよい。

（変形例）
実施の形態１では、血管領域から特定部位としてプラーク部位を検出し、プラーク部位の近傍に計測位置を決定するとしたが、本変形例では、プラークが好発する部位の血管壁の一般的な形状に基づいて計測位置を決定し、血流速を計測する場合について説明する。
図６に、計測位置の決定例を示す。図６は、頸動脈の長軸断面画像を示している。計測位置決定部１０３は、外膜境界の形状に基づいて、総頸動脈と頸動脈洞との境界６１１、および、頸動脈洞と内頸動脈および外頸動脈との境界６１２を、特定部位として検出する。総頸動脈と頸動脈洞との境界６１１は、血管径や血管の断面積などの値の長軸方向における変化量、あるいは、それら値の微分値（変化率）などに基づいて検出する。総頸動脈の血管径はほぼ均一であるのに対し、頸動脈洞の血管径は総頸動脈との境界付近から内頸動脈や外頸動脈の開始位置に向かって増大するからである。また、頸動脈洞と内頸動脈および外頸動脈との境界６１２は、血管の短軸断面形状や血管の断面の個数などに基づいて検出する。当該境界において、血管の本数が１本から２本に変化する分岐が存在するからである。

次に、計測位置決定部１０３は、検出した境界６１１、境界６１２を基に計測位置を決定する。具体的には、総頸動脈に対して、境界６１１から所定の距離において計測位置６２１を決定する。また、頸動脈洞に対して、境界６１１と境界６１２との中点に計測位置６２２を決定する。さらに、内頸動脈に対して、境界６１２から所定の位置において計測位置６２３を、外頸動脈に対して、境界６１２から所定の位置において計測位置６２４を、それぞれ決定する。

このように、上述した各部位の代表位置における血流速を計測することで、各部位においてプラークが存在するかどうかを判定できる。また、頸動脈洞などのプラークが好発する部位においては、複数の計測位置を決定するなど、計測位置の決定は診断目的に応じて柔軟に決定できる。また、診断上重要であるのは、総頸動脈と頸動脈洞、および、内頸動脈であるので、これらに対してのみ計測位置を決定してもよい。さらに、Ｂモード画像において、総頸動脈と頸動脈洞のみしか描出されていないケースでは、描出されている部位についてのみ計測位置を決定してもよいし、例えば、内頸動脈が描出されていなければ、その旨を示す警告情報を表示してもよい。

（補足）
（１）実施の形態１の変形例では、総頸動脈と頸動脈洞との境界６１１、および、頸動脈洞と内頸動脈および外頸動脈との境界６１２の双方を用いてセグメント化を行ったが、例えば、図１６に示すように、分岐部のみを特定部位として検出し、分岐部を基準に、１ｃｍ幅で４つのセグメント７０１〜７０４を規定するとしてもよい。

（実施の形態２）
実施の形態２の超音波診断装置２０は、予め取得しておいた計測対象器官の３Ｄ像を使用して、ドプラ計測の計測位置を決定する点が超音波診断装置１０と異なる。以下、実施の形態１と同様の構成については同じ符号を付し、説明を省略する。
＜構成＞
図７は、超音波診断装置２０の構成を示すブロック図である。超音波診断装置２０は、超音波画像取得部１０１、ドプラゲート設定部１０４、ドプラ計測部１０５、計測情報表示部１０６、３Ｄ形状解析部２０１、位置情報取得部２０２、断面像生成部２０３、および、計測位置決定部２０４を備えている。

ここでは主に、超音波診断装置２０に特徴的な構成である、３Ｄ形状解析部２０１、位置情報取得部２０２、断面像生成部２０３、および、計測位置決定部２０４の動作について、頸動脈の診断を例に説明する。
３Ｄ形状解析部２０１は、予め取得した頸動脈の内膜境界あるいは外膜境界の形状を表す３Ｄ像を外部のストレージから取得して解析し、プラーク部位の検出を行う。３Ｄ像は、連続して取得した、Ｂモード画像、ＣＴ（Ｘ線断層撮影）やＭＲＩ（磁気共鳴イメージング）などから構築する。図８（ａ）に、短軸断面画像であるＢモード画像を用いて頸動脈の３Ｄ像を構築する例を示す。まず、頸動脈の全体を、位置情報を取得しながら長軸方向に沿って連続的に短軸断面画像を複数毎取得し、次に、短軸断面画像から血管の内膜境界あるいは外膜境界を抽出する。さらに、各画像に対応する位置情報に従って、抽出済みの内膜境界あるいは外膜境界を３次元空間上に配置することで、３Ｄ像が得られる。この３Ｄ画像は外部のストレージに保持されている。

位置情報取得部２０２は、超音波プローブの位置と向きとを計測する。具体的には、超音波プローブに予め取り付けられた３以上の光学マーカーをカメラにより撮像し、撮像画像における、光学マーカーのサイズ、および、光学マーカー間の位置関係に基づいて計測する。光学マーカーとしては、ＬＥＤ等の発光体や、反射体など、カメラで撮像することで位置を特定できるものであれば特に制限無く用いることができる。図８（ｂ）に、黒丸で示した４つの光学マーカーを取り付けた超音波プローブをカメラにより撮像して位置情報を取得する例を示す。

なお、位置情報取得部２０２が取得する超音波プローブの位置と向きを示す座標と、３Ｄ形状解析部２０１が解析する３Ｄ画像の座標とはキャリブレーションされ、対応が取れているものとする。例えば、３Ｄ像を上述したように複数の短軸断面画像としてのＢモード画像から構築する場合、撮像時に位置情報取得部２０２で超音波プローブの位置と向きとを併せて取得し、Ｂモード画像と組み合わせて保持しておけばよい。

断面像生成部２０３は、３Ｄ像から血管の中心を通る面を検出し、その面に沿って長軸断面画像となる断面像を生成する。このとき、断面像が超音波プローブの現在の位置と向きにおけるスキャン面に沿うように、超音波プローブを誘導する。具体的には、計測情報表示部１０６を用いて、現在のプローブの位置や向きから、位置や向きをどれだけ変化させれば断面像の属する面とスキャン面とが一致するかを示す情報を計測情報表示部１０６に表示する。図８（ｃ）は、３Ｄ像の断面像の例を示すものであり、スキャン面＃１は誘導後の超音波プローブのスキャン面を示す。

計測位置決定部２０４は、３Ｄ形状解析部２０１が検出したプラーク部位などの特定部位に基づいて、現在の超音波プローブのスキャン面内に、ドプラ計測の計測位置を決定する。
＜動作＞
図９は、超音波診断装置２０の動作を示すフローチャートである。

まず、３Ｄ形状解析部２０１は、外部のストレージから３Ｄ像を取得して解析し、プラーク部位を特定部位として検出する（Ｓ２０１）。
次に、超音波画像取得部１０１は、受信信号を取得してＢモード画像を生成する（Ｓ２０２）。
次に、位置情報取得部２０２は、ステップＳ２０２で生成したＢモード画像に対応する超音波プローブの位置と向きを取得する（Ｓ２０３）。

次に、断面像生成部２０３は、外部のストレージから３Ｄ像を、位置情報取得部２０２から超音波プローブの位置と向きを、それぞれ取得し、３Ｄ像から血管の中心を通る面を検出して長軸断面画像となる断面像を生成し、スキャン面が断面像に沿うように超音波プローブを誘導する（Ｓ２０４）。
次に、計測位置決定部２０４は、ステップＳ２０４で生成された断面像と、３Ｄ形状解析部２０１が検出した特定部位に基づいて、１以上の計測位置を決定する（Ｓ２０５）。

次に、ドプラゲート設定部１０４は、計測位置に基づいて、ドプラゲートを設定する（Ｓ２０６）。詳細はステップＳ１０４と同様であるので省略する。
次に、超音波診断装置１０は、全てのドプラゲートに対してドプラ計測を行うため、未計測のドプラゲートがなくなるまで（Ｓ２０７）、繰り返し超音波プローブの誘導と（Ｓ２０８）、ドプラ計測とを行う（Ｓ２０９）。ここで、現在の超音波プローブの位置と向きにおけるスキャン面が、計測位置を含む断面像と一致していない場合、計測位置をスキャン面に含むように超音波プローブを誘導するため、アシスト動作を行う（Ｓ２０８）。具体的には、現在のプローブの位置や向きから、位置や向きをどれだけ変化させればスキャン面が断面像と一致するかを示す情報を計測情報表示部１０６に表示する。超音波プローブが適正な位置に配置されると、設定されているドプラゲートの位置において、ドプラ計測を行う（Ｓ２０９）。

全ての計測位置のドプラ計測が終了すると、計測情報表示部１０６が、ドプラゲート情報と計測結果とを表示する（Ｓ２１０）。具体的には、計測情報表示部１０６は、超音波画像取得部１０１が生成したＢモード画像に、ドプラゲート情報と、当該ドプラゲートにおける血流速の計測結果を重畳して表示する。
＜まとめ＞
このようにすることで、予め取得した３Ｄ像を基にドプラ計測を行うことができる。そのため、より計測に好適な位置に計測位置を決定することができる。

＜補足＞
（１）実施の形態２では、特定部位としてプラーク部位を検出し、特定部位の近傍に計測部位を決定する場合について説明したが、実施の形態１の変形例と同様に、３Ｄ形状解析部２０１は、血管壁の径の変化や血管の分岐構造を特定部位として検出し、計測位置決定部２０４は、特定部位に基づいて血管をセグメント化し、セグメントごとに計測位置を決定するものとしてもよい。

（２）実施の形態２では、位置情報取得手段２０２は、超音波プローブに予め取り付けられた３以上の光学マーカーをカメラにより撮像し、撮像画像における、光学マーカーのサイズ、および、光学マーカー間の位置関係に基づいて計測するものとしたが、この場合に限られず、例えば、ステレオカメラを用いて光学マーカーの位置を取得してもよいし、または、磁気センサ、加速度センサやジャイロなど、カメラ以外のセンサを用いるとしてもよい。

（３）実施の形態２では、断面像生成部２０３は、血管の中心を通る面に沿った３Ｄ像の断面像を生成するとしたが、超音波プローブのスキャン面に沿った断面像を生成し、生成した断面像の検証を行うとしてもよい。このとき、例えば、スキャン面が３Ｄ像と空間的に離れており、互いに交差しない場合には、計測情報表示部１０６を用いてユーザーに対して超音波プローブの位置や向きの変更を促す警告表示を行うとしてもよいし、あるいは、現在のプローブの位置や向きから、位置や向きをどれだけ変化させればスキャン面が３Ｄ像と交差するかを示す情報を計測情報表示部１０６に表示してもよい。また、例えば、断面像が血管の長軸断面画像でない場合に、同様に超音波プローブの位置や向きの変更をユーザーに促してもよい。

（４）実施の形態２では、計測情報表示部１０６は、超音波画像取得部１０１が生成したＢモード画像にドプラゲート情報と計測結果とを重畳表示するとしたが、図７（ｃ）のように、３Ｄ像と断面像との位置関係を示す情報をさらに重畳して表示するとしてもよい。または、計測情報表示部１０６は、３Ｄ像にドプラゲート情報と計測結果とを重畳表示するとしてもよい。

（実施の形態３）
実施の形態３の超音波診断装置３０は、計測対象器官の各セグメントの代表位置における血流速を計測して、血流速が正常であるかどうかを判断することで、プラークなどの疾患を検出する。超音波診断装置１０は、内膜境界あるいは外膜境界の形状から疾患部位を検出して血流速を計測するのに対して、超音波診断装置３０は、血流速に基づいて疾患部位を検出するという点において異なる。以下、実施の形態１と同様の構成については同じ符号を付し、説明を省略する。

＜構成＞
図１０は、超音波診断装置３０の構成を示すブロック図である。超音波診断装置３０は、超音波画像取得部１０１、血管領域検出部１０２、ドプラゲート設定部１０４、ドプラ計測部１０５、計測位置決定部３０１、疾患部位検出部３０２、および、計測情報表示部３０３を備える。ここでは主に、超音波診断装置３０に特徴的な手段である、計測位置決定部３０１、疾患部位検出部３０２、および、計測情報表示部３０３の動作について、頸動脈の診断を例に説明する。

計測位置決定部３０１は、総頸動脈と頸動脈洞との境界や血管の分岐（頸動脈洞と、内頸動脈および外頸動脈との境界）を、実施の形態１の変形例で説明したように、血管径や血管の断面積などの値の長軸方向における変化量もしくは変化量の微分値（変化率）などに基づいて、または、血管の短軸断面形状や血管の断面の個数などに基づいて特定部位として検出し、特定部位を基準として頸動脈をセグメント化して、各セグメントの代表位置を計測位置として決定する。ここで、代表位置とは、例えば、セグメントの長軸方向における中点における、血管内腔の中心点である。図１１（ａ）は、計測位置の決定例であり、セグメント６３１〜６３４において、計測位置６４１〜６４５が決定される。セグメントは、総頸動脈や頸動脈洞などの領域としてもよいし、分岐から順に等間隔の区間を決定するなどしてもよい。

疾患部位検出部３０２は、各セグメントの代表位置における血流速が閾値よりも大きいかどうかを判定し、血流速が閾値よりも大きければ、プラークなどの疾患が疑われる疾患候補セグメントであると決定する。プラーク部位においては、血管の狭窄に伴って血流速が速くなるため、超音波のドプラ計測から得られた血流速に基づいて、血管の狭窄率、すなわち、血管断面積に占めるプラークの割合が推定される。例えば、総頸動脈における最大血流速が毎秒２００ｃｍを超えると、狭窄率が７０％以上と推定される。なお、血流速の平均的な値は、総頸動脈や内頸動脈など血管部位によって異なるため、セグメント毎に血流速の閾値を設けてもよい。また、血流速の閾値処理以外にも、セグメント内で複数の計測位置を決定し、血流速の分布を取得したうえで、分布が一様であるかどうかを判定し、一様でない場合には疾患候補セグメントであるとしてもよい。図１１（ｂ）は、図１１（ａ）で示した計測位置６４１〜６４５のそれぞれにおける血流速を示す図である。セグメント６３１の計測位置６４１における血流速が閾値よりも大きい場合には、セグメント６３１が他のセグメント６３２〜６３４より狭窄していると考えられるため、疾患部位検出部は、セグメント６３１を疾患候補セグメントと決定する。

計測情報表示部３０３は、各セグメントの血流速を表示するとともに、疾患候補セグメントについては、プラークなどの疾患が疑われる旨を示す情報を表示する。疾患が疑われる旨を示す情報の表示方法は、例えば、疾患候補セグメントの色をそうでないセグメントの色と異ならせて表示することである。
＜動作＞
図１２は、超音波診断装置３０の動作を示すフローチャートである。図１２において、図３と同じ動作は同じステップ番号を付し、説明を省略する。

超音波診断装置３０はステップＳ１０２の実行後、計測位置決定部３０１において、血管領域を総頸動脈と頸動脈洞との境界や血管の分岐（頸動脈洞と、内頸動脈および外頸動脈との境界）を特定部位として検出し、特定部位を基準として頸動脈をセグメント化して、各セグメントの代表位置を計測位置として決定する（Ｓ３０１）。
また、超音波診断装置３０は、全ての計測位置のドプラ計測が終了すると（Ｓ１０５でＹｅｓ）、疾患部位検出部３０２が、それぞれの計測位置における、血流速の絶対値、または、血流速の分布に基づいて、疾患候補セグメントを決定する（Ｓ３０２）。

次に、計測情報表示部３０３は、計測結果と疾患部位とを示す情報を表示する（Ｓ３０３）。
＜補足＞
（１）実施の形態１〜３において、超音波プローブがリニア型のプローブであるとしたが、本補足では、超音波振動子が２次元上に配置され、プローブ下の３Ｄ領域の像が得られるマトリクスプローブを用いる際の動作について説明する。

マトリクスプローブにおいては、使用する超音波振動子の位置や、振動子から射出される超音波信号の位相を制御することにより、様々な位置や向きのスキャン面における受信信号を取得できる。従って、例えば、プローブ位置を動かさずに血管の長軸断面画像を探索することが可能である。また、計測中にプローブ位置が移動した場合において、超音波プローブを元の位置に戻す必要がなく、移動後のプローブ位置において長軸断面画像が描出できるようにスキャン面を移動させることができる。

例えば、まず短軸方向に沿ったスキャン面を用いて血管の短軸断面画像を描出し、短軸断面画像から外膜境界などを検出することで血管の位置を取得した上で、当該位置における長軸方向に沿ったスキャン面に切替えることで、長軸断面画像が容易に探索できる。また、長軸断面画像は、スキャン面が血管中心を通る最大割面において描出することが望ましい。最大割面においては血管径が最大となるからである。そのため、プローブ位置の移動などに伴って描出される長軸断面画像の血管径が変化した場合には、血管径が最大となる位置あるいは向きにスキャン面を移動させることで、最大割面をトラッキングできる。また、実施の形態２の超音波診断装置２０では、位置センサを使用してスキャン面の位置情報を取得したが、マトリクスプローブを用いれば、位置センサは不要となると共に、Ｂモード画像から３Ｄ像を生成する際には、３Ｄ像生成時の位置情報とドプラ計測時の位置情報とを容易に対応付けすることができる。

（２）実施の形態１〜３では、頸動脈のドプラ計測を例に説明したが、計測対象は、頸動脈などの血管に限定されるものではなく、心臓などであってもよい。心臓の場合には、心室や心房の境界、あるいは、弁の位置などを抽出して、計測位置を決定する。例えば、弁の周辺に複数の計測位置を決定し、血流速の分布を調べることで、弁の動きが正常であるかどうかが判定できる。

（実施の形態４）
上記各実施の形態で示した超音波診断装置の制御方法を実現するためのプログラムを、フレキシブルディスク等の記録媒体に記録するようにすることにより、上記実施の形態で示した処理を、独立したコンピュータシステムにおいて簡単に実施することが可能となる。

図１３（ａ）〜（ｃ）は、上記各実施の形態の超音波診断装置の制御方法を、フレキシブルディスク等の記録媒体に記録されたプログラムを用いて、コンピュータシステムにより実施する場合の説明図である。
図１３（ｂ）は、フレキシブルディスクの正面からみた外観、断面構造、及びフレキシブルディスクを示し、図１３（ａ）は、記録媒体本体であるフレキシブルディスクの物理フォーマットの例を示している。フレキシブルディスクＦＤはケースＦ内に内蔵され、該ディスクの表面には、同心円状に外周からは内周に向かって複数のトラックＴｒが形成され、各トラックは角度方向に１６のセクタＳｅに分割されている。従って、上記プログラムを格納したフレキシブルディスクでは、上記フレキシブルディスクＦＤ上に割り当てられた領域に、上記プログラムが記録されている。

また、図１３（ｃ）は、フレキシブルディスクＦＤに上記プログラムの記録再生を行うための構成を示す。超音波診断装置の制御方法を実現する上記プログラムをフレキシブルディスクＦＤに記録する場合は、コンピュータシステムＣｓから上記プログラムをフレキシブルディスクドライブＦＤＤを介して書き込む。また、フレキシブルディスク内のプログラムにより超音波診断装置の制御方法を実現する上記制御方法をコンピュータシステム中に構築する場合は、フレキシブルディスクドライブによりプログラムをフレキシブルディスクから読み出し、コンピュータシステムに転送する。

なお、上記説明では、記録媒体としてフレキシブルディスクを用いて説明を行ったが、光ディスクを用いても同様に行うことができる。また、記録媒体はこれに限らず、ＩＣカード、ＲＯＭカセット等、プログラムを記録できるものであれば同様に実施することができる。
なお、図１、図７、あるいは図１０の超音波診断装置のブロックは典型的には集積回路であるＬＳＩ（Ｌａｒｇｅ Ｓｃａｌｅ Ｉｎｔｅｇｒａｔｉｏｎ）として実現される。これらは個別に１チップ化されても良いし、一部又は全てを含むように１チップ化されても良い。

ここでは、ＬＳＩとしたが、集積度の違いにより、ＩＣ（Ｉｎｔｅｇｒａｔｅｄ Ｃｉｒｃｕｉｔ）、システムＬＳＩ、スーパーＬＳＩ、ウルトラＬＳＩと呼称されることもある。
また、集積回路化の手法はＬＳＩに限るものではなく、専用回路又は汎用プロセッサで実現してもよい。例えば、ＧＰＵ（Ｇｒａｐｈｉｃ Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ Ｕｎｉｔ）などのグラフィクス処理用の専用回路が使用できる。ＬＳＩ製造後に、プログラムすることが可能なＦＰＧＡ（Ｆｉｅｌｄ Ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ Ｇａｔｅ Ａｒｒａｙ）や、ＬＳＩ内部の回路セルの接続や設定を再構成可能なリコンフィギュラブル・プロセッサーを利用しても良い。

さらには、半導体技術の進歩又は派生する別技術によりＬＳＩに置き換わる集積回路化の技術が登場すれば、当然、その技術を用いて機能ブロックの集積化を行ってもよい。
また、図１、図７、あるいは図１０の超音波診断装置の各構成要素は、インターネットやＬＡＮ（Ｌｏｃａｌ Ａｒｅａ Ｎｅｔｗｏｒｋ）などのネットワークを介して接続してもよい。例えば、ネットワーク上のサーバや蓄積デバイスに保持された超音波画像を読み込む構成などが可能である。さらに、各手段の機能追加などをネットワーク経由で行ってもよい。

（実施の形態５）
本実施の形態では、３Ｄ形状解析部２０１における、連続して長軸方向の異なる位置で取得した複数の短軸断面画像（Ｂモード画像）から特定部位を検出する手法、および、ドプラゲート設定部１０５におけるドプラゲートの設定方法ならびに超音波プローブの移動をアシストする手法について説明する。

図１８（ａ）に、頸動脈と、当該頸動脈を連続して長軸方向の異なる位置で取得した短軸断面画像とを示す。短軸断面画像における個々の画素の座標は、画像の横軸をｘ軸、画像の縦軸をｙ軸、血管の長軸方向をｚ軸とするｘｙｚ三次元座標系で表現されるものとする。なお、ｙ軸は、皮膚表面に略直交するものとする。ここで、短軸断面画像はそれぞれ、横Ｍ画素、縦Ｎ画素の画素値データから構成され、画素値データは、所定長のビット値により、当該画素の輝度階調を示す。短軸断面画像は、被検体をスキャンしたものなので、画素間の距離は、計測対象となる被検体の寸法に比例する。したがって、１画素あたりの実際の大きさを画素間距離に乗じることで、被検体の実際の寸法を算出することができる。以下、画素間距離が被検体の実際の寸法と等しいと仮定して説明を行う。

図１８（ｂ）は、短軸断面画像である。実施の形態１において上述したように、短軸断面画像に対して、例えばエッジ検出処理を行うことで、血管壁の輪郭を二重ループ線として検出することができる。この二重ループは複数の画素からなる外側の画素列と、複数の画素からなる内側の画素列とからなり、外側の画素列は外膜境界を、内側の画素列は内膜境界をそれぞれ示す。３Ｄ形状解析部２０１は、外側の画素列を処理対象として選択する。ここで、処理対象として選択する画素の座標を（ｘ_o，ｙ_o）とする。

図１８（ｂ）中のｖｅｃｔｏｒ（ｘ_o，ｙ_o）は、座標（ｘ_o，ｙ_o）から断面の中心に向かうベクトルである。画素の選択に当たっては、ｖｅｃｔｏｒ（ｘ_o，ｙ_o）を規定し、この向きに向かって内側の画素列上にある１つの画素を探索する。
図１８（ｃ）に、係る探索で探し出される二重ループの内側の画素列の画素（ｘ_i，ｙ_i）を示す。次に、座標（ｘ_o，ｙ_o）から画素（ｘ_i，ｙ_i）までの画素間距離ｄ_o,iを算出する。この画素間距離ｄ_o,iが、内膜中膜複合体厚である。内膜中膜複合体厚が一定値を超えた個所がプラークであるから、３Ｄ形状解析部２０１は、画素間距離ｄ_o,iが一定値を超えた場合、座標（ｘ_o，ｙ_o）、画素（ｘ_i，ｙ_i）、画素間距離ｄ_o,iの組を保持する。

以上の処理を外側の画素列を構成する各画素について繰り返すことにより、１つの短軸断面画像において、内膜中膜複合体厚が一定値を超えた個所についての、座標（ｘ_o，ｙ_o）、画素（ｘ_i，ｙ_i）、画素間距離ｄ_o,iの組がリストとして保持されることとなる。作成されるリストを図１８（ｄ）に示す。さらに、このリストにおいて、画素間距離ｄ_o,iが最大となる座標（ｘ_o，ｙ_o）を探し出すことで、当該短軸断面画像において内膜中膜複合体厚が最も大きい個所が判明する。さらに、同様に短軸断面画像間で画素間距離ｄ_o,iの最大値を比較することで、３Ｄ画像内における最大肥厚位置を特定することができる。

次に、図１９（ａ）を用いて、最大肥厚位置の三次元座標から、ドプラゲートを設定する過程を示す。最大肥厚位置における内膜の座標を（ｘ_i，ｙ_i，ｚ_i）とし、（ｘ_i，ｙ_i，ｚ_i）から断面の中心を通って逆側の内膜までの直径をｄとする。ドプラゲートの中心は、（ｘ_i，ｙ_i，ｚ_i）から断面の中心の向きにｄ／２だけ隔てた（ｘ_g，ｙ_g，ｚ_i）とする。

そうすれば、ドプラゲートの中心（ｘ_g，ｙ_g，ｚ_i）を通過し、ｙ軸と並行な平面内にあってｚ軸に対して角θをなす直線上に、超音波プローブが位置すればよいこととなる。図１９（ｂ）に、そのような直線上に、ドプラゲートの中心（ｘ_g，ｙ_g，ｚ_i）から距離Ｌだけ隔てた座標（ｘ_p，ｙ_p，ｚ_p）を示す。
ここで、位置情報取得部２０２が検出した超音波プローブの位置が（ｘ_c，ｙ_c，ｚ_c）である場合、超音波プローブを座標（ｘ_p，ｙ_p，ｚ_p）に誘導する必要がある。図２０（ｂ）に、超音波プローブを誘導するためのアシスト画面を示す。アシスト画面を作成するに当たり、血管領域の立体形状モデルを表示するとともに、座標（ｘ_p，ｙ_p，ｚ_p）と（ｘ_c，ｙ_c，ｚ_c）とに超音波プローブの立体形状モデルを配置して表示する必要がある。立体形状モデルとは、相対的な三次元座標の配列により外観形状が規定されるデータである。立体形状モデルを構成する三次元画像が補間されることで、血管領域や、超音波プローブは多面体として表示されることになる。

図２０（ａ）は、三次元空間に配置された複数の立体形状モデルを示す。ｍｄ１は、血管領域の立体形状モデルであり、複数の短軸断面画像における画素列の座標を、立体形状モデルの外観形状を規定する三次元座標として用いて、面形状を用いて補間することで作成したものである。ｍｄ２は、超音波プローブの計測位置と向きを示す立体形状モデルであり、予め保持している超音波プローブのＣＡＤデータに含まれる三次元座標を用いて、座標（ｘ_p，ｙ_p，ｚ_p）に、ドプラゲートの中心（ｘ_g，ｙ_g，ｚ_i）に向かうように配置したものである。ｍｄ３は、超音波プローブの立体形状モデルであり、予め保持している超音波プローブのＣＡＤデータに含まれる三次元座標を用いて、座標（ｘ_c，ｙ_c，ｚ_c）に、現在の超音波プローブの向きを用いて配置したものである。ｖｗ１は、三次元空間における仮想的な視点及び視線方向を規定するベクトルであり、この視点及び視線方向に従い、ビューポートが三次元空間に配置される。三次元空間に配置された立体形状モデルに対して、レンダリング処理を行うことで、かかるビューポート面に、三次元空間の投影像を得る。レンダリング処理は、立体形状モデルを構成する三次元座標をローカル座標系からグローバル座標系に変換する「座標変換」、三次元空間に位置された光源位置に従い、立体形状モデル表面の照度を算出する「照度計算」、立体形状モデル表面に画像データを貼り付けることでリアリティをもたらす「テクスチャマッピング」、「ビューポート変換」といった一連の処理から構成される。

図２０（ｂ）は、三次元空間に対するレンダリングで作成された投影像である。この投影像に対して修飾を行い、スキャン面や経路情報を合成することで、アシスト画像が生成される。
以上の動作は、ＣＰＵやメモリ等のハードウェア資源に対する処理として一般化することができる。図２１は、血管領域を撮像した複数の短軸断面画像から、特定部位を検出するための検出手順を示すフローチャートである。本手順は、短軸断面画像のそれぞれについての繰り返し処理ｌｐ１と、二重ループ線の外側の画素列の画素のそれぞれについての繰り返し処理ｌｐ２とで構成される。繰り返し処理ｌｐ１は、対象となる短軸断面画像ｚ_jを選択し（Ｓ１）、二重ループ線を短軸断面画像ｚ_jから検出し（Ｓ２）、二重ループ線の中心を検出して（Ｓ３）、繰り返し処理ｌｐ２に移行するというものである。繰り返し処理ｌｐ２は、外側の画素列から対象となる画素（ｘ_o，ｙ_o）を選択し（Ｓ４）、画素（ｘ_o，ｙ_o）から二重ループの中心に向かう方向に存在する内側の画素列の画素（ｘ_i，ｙ_i）を検出し（Ｓ５）、画素（ｘ_o，ｙ_o）と画素（ｘ_i，ｙ_i）との画素間距離ｄ_o,iを算出して（Ｓ６）、画素間距離ｄ_o,iがしきい値Ｄ_thを超えるかを判定し（Ｓ７）、超える場合には、（ｘ_i，ｙ_i、ｚ_j）、（ｘ_o，ｙ_o、ｚ_j）、ｄ_o,iの組み合わせを保持する（Ｓ８）処理を、外側の画素列から対象となる画素のそれぞれについて実行する。以上の繰り返し処理ｌｐ１、ｌｐ２の終了後、画素間距離ｄ_o,iが最も大きい組み合わせを選択し（Ｓ９）、選択された組み合わせにおける（ｘ_i，ｙ_i、ｚ_j）から、断面中心に向けてｄ／２だけ離れた（ｘ_g，ｙ_g、ｚ_j）をドプラゲートの中心として設定し（Ｓ１０）、超音波プローブの基準位置（ｘ_p，ｙ_p、ｚ_p）を設定する（Ｓ１１）。

以上のように本実施の形態によれば、連続して取得した血管の短軸断面画像に対する画像処理と、三次元コンピュータグラフィックス処理とを行うことで、プラーク近辺で血流速を計測するための計測位置を定めるための、適切なアシスト画像を生成することができる。
＜補足＞
（１）実施の形態５では、画素（ｘ_o，ｙ_o）から二重ループの中心に向かう方向に存在する内側の画素列の画素（ｘ_i，ｙ_i）を検出し、画素（ｘ_o，ｙ_o）と画素（ｘ_i，ｙ_i）との画素間距離ｄ_o,iを算出するものとしたが、例えば、以下のように画素間距離ｄ_o,iを算出するものとしてもよい。例えば、画素（ｘ_o，ｙ_o）とｘ座標の差分、ｙ座標の差分が所定の値以下である全ての内側の画素列の画素（ｘ_i，ｙ_i）を検出して、画素（ｘ_o，ｙ_o）と画素（ｘ_i，ｙ_i）との距離の最小値を、画素間距離ｄ_o,iとしてもよい。

（２）実施の形態５では、長軸方向であるｚ軸をそのまま血管の走行方向であるとしたが、例えば、短軸断面画像ｚ_jごとに二重ループ線の外側の画素列の中心を検出し、それらを連結した折れ線、または、それを直線近似したものを、血管の走行方向であるとしてもよい。このようにすることで、短軸断面画像ｚ_jが血管の走行方向と垂直でなく、ｚ軸と血管の走行方向が一致しない場合にも、本発明の実施が可能となる。

（実施の形態６）
本実施の形態では、血管領域のセグメント化を画像処理で行う手法について説明する。
セグメント化の対象となる血管領域と、画像処理の対象となる複数の短軸断面画像ｐｉ１〜ｐｉ４０を図２２に示す。図中の右下における複数の短軸断面画像には、三次元空間におけるｚ座標が与えられる。ｚ座標は、超音波プローブによりスキャンがなされた人体部位の位置に対応しており、このｚ座標をカウントすることで、対象となる人体部位の長軸方向のおおよその寸法を推測することができる。

これらの複数の短軸断面画像に与えられるｚ座標は、スキャンがなされた人体部位の実際の大きさに応じたものとなる。図２２の左上側の血管領域は、総頸動脈、頸動脈洞、内頸動脈および外頸動脈、という３つのセグメントによって構成される。短軸断面画像のうちの画像ｐｉ２１は、二重ループ線の外側の画素列と内側の画素列との間の画素間距離に現れる血管の径の変化幅が所定のしきい値を超えたものである。上述したように、血管の径の変化量は総頸動脈と頸動脈洞とで異なるから、二重ループ線の径の変化量が所定のしきい値を超える短軸断面画像は、総頸動脈と頸動脈洞との境界を規定する。したがって、そのような画像ｐｉ２１の箇所が、頸動脈洞の始点であり、その直前の総頸動脈との境界になる。

一方で、画像ｐｉ３０には、二重ループ線が２つ存在する。これは、スキャン面に血管が２本あることを示しており、内頸動脈と外頸動脈との２つがスキャンされたことを示している。その直前の短軸断面画像ｐｉ２９に二重ループ線が１つしか存在しないことから、画像ｐｉ３０が内頸動脈及び外頸動脈の始点を規定する。
以上、セグメントの境界がｚ座標により規定されることで、各セグメントがｚ座標のどの範囲であるかが判明する。ｂｄ１、ｂｄ２はそれぞれ、画像ｐｉ２１、ｐｉ３０のｚ座標であり、血管領域をセグメントに分割するための境界である。図中のセグメントＴ１、Ｔ２、Ｔ３は、ｂｄ１、ｂｄ２を始点とすることで得られた３つのセグメントである。なお、セグメントＴ１の始点は画像ｐｉ１、セグメントＴ３の終点は画像ｐｉ４０であるものとする。セグメントＴ１は総頸動脈、セグメントＴ２は頸動脈洞、セグメントＴ３は内頚動脈および外頸動脈に該当する。また、各セグメント中の（ｘ_m，ｙ_m，ｚ_m）は、対応するセグメントの中心に設定された計測座標である。

図２３に、セグメントＴ１、Ｔ２、Ｔ３を得るための処理手順を示す。短軸断面画像ｚ_iとは、処理対象となる短軸断面画像をそのｚ座標ｚ_iで規定したものである。また、セグメントＴｘとは、生成されるセグメントであり、具体的にはＴ１、Ｔ２、Ｔ３である。
まず、変数ｘと変数ｉとを初期化する（Ｓ２１）。
次に、まず、セグメントＴｘ（＝Ｔ１）のタイプを総頸動脈とする（Ｓ２２）。

次に、セグメントの境界の検出処理に入る。まず、短軸断面画像ｚ_iのｚ座標をセグメントＴｘの始点であるとする（Ｓ２３）。次に、二重ループ線が、短軸断面画像ｚ_i-1において１つであったところ、短軸断面画像ｚ_iにおいて２つに分岐したかを判定する（Ｓ２４）。分岐している場合には、短軸断面画像ｚ_i-1と短軸断面画像ｚ_iとの間に分岐構造があると判定できるので、短軸断面画像ｚ_i-1のｚ座標を、セグメントＴｘの終点であるとする（Ｓ３０）。そして、変数ｘをインクリメントして（Ｓ３１）、短軸断面画像ｚ_iのｚ座標を、セグメントＴｘの始点であるとし（Ｓ３２）、セグメントＴｘのタイプを内頸動脈・外頸動脈とする（Ｓ３３）。

一方、分岐構造が検出されなかった場合には、短軸断面画像ｚ_i-1と短軸断面画像ｚ_iとの間で、径の変化率ΔＤが所定のしきい値を超えているか否かを判定する（Ｓ２５）。径の変化率ΔＤが所定のしきい値を超えている場合には、短軸断面画像ｚ_i-1と短軸断面画像ｚ_iとの間に、総頸動脈と頸動脈洞との境界があると判定できるので、同様に、短軸断面画像ｚ_i-1のｚ座標を、セグメントＴｘの終点であるとする（Ｓ２６）。そして、変数ｘをインクリメントして（Ｓ２７）、短軸断面画像ｚ_iのｚ座標を、セグメントＴｘの始点であるとし（Ｓ２８）、セグメントＴｘのタイプを頸動脈洞とする（Ｓ２９）。

さらに短軸断面画像ｚ_i+1がある場合には（Ｓ３４）、変数ｉをインクリメントし（Ｓ３５）、ステップＳ２４からのセグメントの境界検出処理を繰り返す。全ての短軸断面画像ｚ_iの判定が完了すると、最後に判定した短軸断面画像ｚ_iのｚ座標を現在判定中のセグメントＴｘを終点であるとする（Ｓ３６）。
以上、総頸動脈、頸動脈洞、内頸動脈・外頸動脈の各セグメントの始点・終点が判定したところで、ｌｐ３によりセグメントの代表点を算出する。例えば、各セグメントＴｘにおいて、始点のｚ座標と終点のｚ座標との中点のｚ座標ｚ_mを算出し（Ｓ３７）、短軸断面画像ｚ_mにおける、二重ループ線の中心（ｘ_m，ｙ_m，ｚ_m）を算出してその座標をセグメントＴｘに対する計測位置とする（Ｓ３８）。

以上の処理により、各セグメントについての計測位置が算出されるので、この計測位置にドプラゲートを配置し、また、配置できない場合は、ドプラゲートを配置できるようアシスト画像を生成することにより、ユーザーによる超音波プローブ操作を誘導する。
図２４は、総頸動脈、頸動脈洞、内頸動脈・外頸動脈の各セグメントを、さらにプラークの有無により小セグメントＳｘに分割するための手順を示している。ここで、小セグメントへの分割対象となるセグメントＴｘの短軸断面画像数をｎ（ｎは２以上の整数）とし、各小セグメントＳｘの短軸断面画像の最大数をｍ（ｍはｎ以下の整数）とする。

まず、変数ｘ、変数ｉ、変数ｊを初期化する（Ｓ４１）。次に、小セグメントＳｘ（＝Ｓ１）の開始位置をｚ_iとする（Ｓ４２）。次に、ｚ_iにおける内膜中膜複合体厚ｄ（ｚ_i）が所定のしきい値Ｄ_thを上回っているか否かを判定する（Ｓ４３）。ここで、内膜中膜複合体厚ｄ（ｚ_i）とは、短軸断面画像ｚ_iにおいて、二重ループ線の外側の画素列の画素と、内側の画素列の画素の間の間隔であり、上述のステップＳ６で算出したものである。

内膜中膜複合体厚ｄ（ｚ_i）が所定のしきい値Ｄ_thを上回っている場合は、小セグメントＳｘの属性を「プラークセグメント」とし（Ｓ４４）、そうでない場合は、小セグメントＳｘの属性を「健常セグメント」とする（Ｓ４５）。
次に、ｚ_iにおける内膜中膜複合体厚ｄ（ｚ_i）が所定のしきい値Ｄ_thを上回っており、かつ、ｚ_i-1における内膜中膜複合体厚ｄ（ｚ_i-1）が所定のしきい値Ｄ_thを上回っていないか否かを判定する（Ｓ４６）。そうである場合、短軸断面画像ｚ_i-1と短軸断面画像ｚ_iとの間で、プラークのない領域からプラークのある領域に変化していることが分かる。そのため、小セグメントＳｘの終了位置をｚ_i-1とし（Ｓ４７）、ｘをインクリメントして（Ｓ４８）、新たな小セグメントＳｘの開始位置をｚ_iとして（Ｓ４９）、当該小セグメントＳｘを「プラークセグメント」とする（Ｓ５０）。

一方、そうでない場合は、ｚ_iにおける内膜中膜複合体厚ｄ（ｚ_i）が所定のしきい値Ｄ_thを上回っておらず、かつ、ｚ_i-1における内膜中膜複合体厚ｄ（ｚ_i-1）が所定のしきい値Ｄ_thを上回っているか否かを判定する（Ｓ５１）。そうである場合、短軸断面画像ｚ_i-1と短軸断面画像ｚ_iとの間で、プラークのある領域からプラークのない領域に変化していることが分かる。そのため、小セグメントＳｘの終了位置をｚ_i-1とし（Ｓ５２）、ｘをインクリメントして（Ｓ５３）、新たな小セグメントＳｘの開始位置をｚ_iとして（Ｓ５４）、当該小セグメントＳｘを「健常セグメント」とする（Ｓ５５）。

一方、どちらにも当てはまらない場合は、短軸断面画像ｚ_i-1と短軸断面画像ｚ_iとの間で、プラークの有無が変化していないことが分かる。この場合において、小セグメントの短軸断面画像の最大数をｍとするため、ｉがｍ×ｊを上回った否かを判定する（Ｓ５６）。ｉがｍ×ｊを上回っている場合、小セグメントＳｘの終了位置をｚ_i-1とし（Ｓ５７）、ｊとｘとをインクリメントして（Ｓ５８）、新たな小セグメントＳｘの開始位置をｚ_iとする（Ｓ５９）。この場合、短軸断面画像ｚ_i-1と短軸断面画像ｚ_iとの間で、プラークの有無が変化していないので、新たな小セグメントＳｘの属性は、小セグメントＳ（ｘ−１）の属性をそのまま引き継ぐ（Ｓ６０）。

以上の処理を全ての短軸断面画像に対して処理するため、ｉがｎに達するまで（Ｓ６１）、ｉをインクリメントして（Ｓ６２）、ステップＳ４６からの処理を繰り返す。
このようにすることで、セグメントＴｘを、プラーク部位であるか否かに応じて、かつ、所定の長さ以下となるように、複数の小セグメントＳｘに分割することができる。以下、小セグメントＳｘに対して、例えば、上述のｌｐ３の処理を行うことで、プラークセグメント、健常セグメントのそれぞれについて計測位置を決定することができる。そのため、各プラークセグメント、健常セグメントに対して簡易に血流速を計測することができる。

（実施の形態に係るその他の変形例）
（１）実施の形態１〜５では、超音波画像取得部１０１は超音波プローブが計測対象をスキャンして取得した受信信号からＢモード画像を生成し、血管領域検出部１０２に出力するとしたが、本発明はこの場合に限られない。例えば、超音波画像取得部１０１は、受信信号からカラーモードなど他の情報を出力してもよいし、あるいは、外部の画像生成手段が生成した画像を取得するとしてもよい。このようにすることで、Ｂモード画像に限らず、任意の超音波画像を使用することが可能となり、また、超音波計測で取得した画像に限らず、任意の画像を使用することが可能となる。

または、超音波画像取得部１０１は超音波プローブが計測対象をスキャンして取得した受信信号をそのまま血管領域検出部１０２に出力し、血管領域検出部１０２や計測位置決定部１０３、ドプラゲート設定部１０４はそれぞれ、画像に変換することなく、受信信号の形式のまま扱うとしてもよい。
（補足）
以下に、実施の形態に係る超音波診断装置、およびその制御方法の構成および効果について説明する。

（１）実施の形態に係る超音波診断装置は、超音波プローブを介して計測対象に超音波を射出して反射波を受信し、血流速を計測する超音波診断装置であって、前記計測対象を撮像した超音波画像を取得する超音波画像取得部と、前記超音波画像取得部が取得した超音波画像から血管領域を検出する血管領域検出部と、前記血管領域の形状に基づいて特定部位を検出し、前記特定部位に基づいて前記血管領域の内部に血管の長軸方向における計測位置を１以上決定する計測位置決定部と、前記計測位置の各々に対応するドプラゲートを血管内腔の内部にそれぞれ設定するドプラゲート設定部とを備えることを特徴とする。

また、実施の形態に係る超音波診断装置の制御方法は、超音波プローブを介して計測対象に超音波を射出して反射波を受信し、血流速を計測する超音波診断装置の制御方法であって、前記計測対象を撮像した超音波画像を取得し、前記取得した超音波画像から血管領域を検出し、前記血管領域の形状に基づいて特定部位を検出し、前記特定部位に基づいて前記血管領域の内部に血管の長軸方向における計測位置を１以上決定し、前記計測位置の各々に対応するドプラゲートを血管内腔の内部にそれぞれ設定することを特徴とする。

また、実施の形態に係るプログラムは、超音波診断装置で用いられるプロセッサに制御処理を行わせるプログラムであって、前記制御処理は、前記計測対象を撮像した超音波画像を取得し、前記取得した超音波画像から血管領域を検出し、前記血管領域の形状に基づいて特定部位を検出し、前記特定部位に基づいて前記血管領域の内部に血管の長軸方向における計測位置を１以上決定し、前記計測位置の各々に対応するドプラゲートを血管内腔の内部にそれぞれ設定することを特徴とする。

このようにすることで、血管領域の形状に基づいて疾患部位や検診対象となる特定部位を検出して血管の長軸方向における計測位置を自動的に決定し、計測位置に対応したドプラゲートを適切に設定する。そのため、血流速計測などを簡便かつ的確に実施することが可能となる。
（２）また、実施の形態に係る上記（１）の超音波診断装置は、前記血管領域検出部は、前記血管領域の検出において血管壁を検出し、前記計測位置決定部は、前記血管壁の形状に基づいて、前記特定部位を検出する、としてもよい。

このようにすることで、血管壁の形状に基づいたドプラ計測を簡便に行うことができる。
（３）また、実施の形態に係る上記（２）の超音波診断装置は、前記計測位置決定部は、前記血管壁の厚みが所定の値を超える部位を前記特定部位として検出する、としてもよい。

このようにすることで、プラーク部位に基づいたドプラ計測を簡便に行うことができる。
（４）また、実施の形態に係る上記（３）の超音波診断装置は、前記計測位置決定部は、前記特定部位の近傍に前記計測位置を決定する、としてもよい。
このようにすることで、プラーク部位の近傍の血流速を確実かつ簡便に計測することができる。

（５）また、実施の形態に係る上記（１）の超音波診断装置は、前記計測位置決定部は、前記血管領域における血管の長軸方向の形状変化に基づいて前記特定部位を検出し、前記特定部位に基づいて前記血管領域をセグメント化して、各々のセグメント内に前記計測位置を決定する、としてもよい。
このようにすることで、血管の長軸方向の特徴に基づいてセグメント化を行い、セグメントごとにドプラ計測を行うことができる。

（６）また、実施の形態に係る上記（５）の超音波診断装置は、前記血管領域における血管の長軸方向の形状変化は、血管の径の変化、血管壁の変化、または、分岐構造である、としてもよい。
このようにすることで、血管構造の特徴に基づいてセグメント化を行い、セグメントごとにドプラ計測を行うことができる。

（７）また、実施の形態に係る上記（６）の超音波診断装置は、前記血管領域は頸動脈であり、前記計測位置決定部は、総頸動脈と頸動脈洞との境界、または、頸動脈洞と内頸動脈および外頸動脈との境界を前記特定部位として検出する、としてもよい。
このようにすることで、頸動脈について構造に基づいたドプラ計測を行うことができる。

（８）また、実施の形態に係る上記（６）の超音波診断装置は、前記計測位置決定部は、前記各々のセグメントの中心近傍に前記計測位置を決定する、としてもよい。
このようにすることで、各セグメントの代表位置を簡便に決定しドプラ計測を行うことができる。
（９）また、実施の形態に係る上記（１）の超音波診断装置は、前記超音波画像取得部は、前記超音波プローブを介して前記計測対象を撮像した超音波画像を取得する、としてもよい。

このようにすることで、血管の長軸断面等に基づいてドプラ計測を行うことができる。
（１０）また、実施の形態に係る上記（１）の超音波診断装置は、さらに、前記超音波プローブの位置とスキャン面の方向とを検出するプローブ位置検出部を備え、前記超音波画像取得部は、前記超音波プローブが前記計測対象を撮像した、スキャン面が異なる複数の超音波画像を取得し、取得した複数の超音波画像から３次元画像を生成し、前記血管領域検出部は、前記３次元画像から前記血管領域を検出する、としてもよい。

このようにすることで、２次元画像の取得手段を用いて血管の３次元画像を生成し、血管の立体的形状に基づいてドプラ計測を行うことができる。
（１１）また、実施の形態に係る上記（１０）の超音波診断装置は、さらに、前記プローブ位置検出部が検出した前記超音波プローブの位置とスキャン面の方向とを、前記３次元画像に重畳して表示し、前記超音波プローブを前記ドプラゲート設定部が設定したドプラゲートにおける血流速を計測するための位置に誘導するための情報をさらに重畳して表示する表示部を備える、としてもよい。

このようにすることで、超音波プローブをドプラ計測に好適な位置に誘導することができる。
（１２）また、実施の形態に係る上記（１）の超音波診断装置は、さらに、血管領域比較部を備え、前記超音波画像取得部は、撮像時刻の異なる第１の画像と第２の画像とを取得し、前記血管領域検出部は、前記第１の画像と前記第２の画像とからそれぞれ、第１の血管領域と第２の血管領域とを検出し、前記血管領域比較部は、前記第１の血管領域と第２の血管領域とを比較し、差異が所定の範囲を超えている場合、前記計測位置決定部に計測位置を決定させず、前記画像取得部に新たな画像を取得させる、としてもよい。

このようにすることで、超音波プローブの位置が一定しない場合のドプラ計測を抑制し、安定した結果を得ることができる。

本発明に係る超音波診断装置およびその制御方法によれば、血管内のプラーク位置などを検出し、当該位置に対してドプラゲートを自動的に設定できるため、疾患部位のドプラ計測を簡便に、かつ、高い再現性で実施できる。故に、本発明に係る超音波診断装置およびその制御方法は、血管や循環器などにおけるドプラ計測の検査時間の短縮と診断精度の向上を実現できることから、医療診断機器産業において高い利用可能性をもつ。

１０、２０、３０ 超音波診断装置
１０１ 超音波画像取得部
１０２ 血管領域検出部
１０３、２０４、３０１ 計測位置決定部
１０４ ドプラゲート設定部
１０５ ドプラ計測部
１０６ 計測情報表示部
２０１ ３Ｄ形状解析部
２０２ 位置情報取得部
２０３ 断面像生成部
３０２ 疾患部位検出部
３０３ 計測情報表示部

Claims (14)

1. 超音波プローブを介して計測対象に超音波を射出して反射波を受信し、血流速を計測する超音波診断装置であって、
   前記計測対象を撮像した超音波画像を取得する超音波画像取得部と、
   前記超音波画像取得部が取得した超音波画像から血管領域を検出する血管領域検出部と、
   前記血管領域の形状に基づいて特定部位を検出し、前記特定部位に基づいて前記血管領域の内部に血管の長軸方向における計測位置を１以上決定する計測位置決定部と、
   前記計測位置の各々に対応するドプラゲートを血管内腔の内部にそれぞれ設定するドプラゲート設定部と
   を備えることを特徴とする超音波診断装置。
2. 前記血管領域検出部は、前記血管領域の検出において血管壁を検出し、
   前記計測位置決定部は、前記血管壁の形状に基づいて、前記特定部位を検出する
   ことを特徴とする請求項１に記載の超音波診断装置。
3. 前記計測位置決定部は、前記血管壁の厚みが所定の値を超える部位を前記特定部位として検出する
   ことを特徴とする請求項２に記載の超音波診断装置。
4. 前記計測位置決定部は、前記特定部位の近傍に前記計測位置を決定する
   ことを特徴とする請求項３に記載の超音波診断装置。
5. 前記計測位置決定部は、前記血管領域における血管の長軸方向の形状変化に基づいて前記特定部位を検出し、前記特定部位に基づいて前記血管領域をセグメント化して、各々のセグメント内に前記計測位置を決定する
   ことを特徴とする請求項１に記載の超音波診断装置。
6. 前記血管領域における血管の長軸方向の形状変化は、血管の径の変化、血管壁の変化、または、分岐構造である
   ことを特徴とする請求項５に記載の超音波診断装置。
7. 前記血管領域は頸動脈であり、
   前記計測位置決定部は、総頸動脈と頸動脈洞との境界、または、頸動脈洞と内頸動脈および外頸動脈との境界を前記特定部位として検出する
   ことを特徴とする請求項６に記載の超音波診断装置。
8. 前記計測位置決定部は、前記各々のセグメントの中心近傍に前記計測位置を決定する
   ことを特徴とする請求項６に記載の超音波診断装置。
9. 前記超音波画像取得部は、前記超音波プローブを介して前記計測対象を撮像した超音波画像を取得する
   ことを特徴とする請求項１に記載の超音波診断装置。
10. さらに、前記超音波プローブの位置とスキャン面の方向とを検出するプローブ位置検出部を備え、
    前記超音波画像取得部は、前記超音波プローブが前記計測対象を撮像した、スキャン面が異なる複数の超音波画像を取得し、取得した複数の超音波画像から３次元画像を生成し、
    前記血管領域検出部は、前記３次元画像から前記血管領域を検出する
    ことを特徴とする請求項１に記載の超音波診断装置。
11. さらに、
    前記プローブ位置検出部が検出した前記超音波プローブの位置とスキャン面の方向とを、前記３次元画像に重畳して表示し、前記超音波プローブを前記ドプラゲート設定部が設定したドプラゲートにおける血流速を計測するための位置に誘導するための情報をさらに重畳して表示する表示部を備える
    ことを特徴とする請求項１０に記載の超音波診断装置。
12. さらに、血管領域比較部を備え、
    前記超音波画像取得部は、撮像時刻の異なる第１の画像と第２の画像とを取得し、
    前記血管領域検出部は、前記第１の画像と前記第２の画像とからそれぞれ、第１の血管領域と第２の血管領域とを検出し、
    前記血管領域比較部は、前記第１の血管領域と第２の血管領域とを比較し、差異が所定の範囲を超えている場合、前記計測位置決定部に計測位置を決定させず、前記画像取得部に新たな画像を取得させる
    ことを特徴とする請求項１に記載の超音波診断装置。
13. 超音波プローブを介して計測対象に超音波を射出して反射波を受信し、血流速を計測する超音波診断装置の制御方法であって、
    前記計測対象を撮像した超音波画像を取得し、
    前記取得した超音波画像から血管領域を検出し、
    前記血管領域の形状に基づいて特定部位を検出し、前記特定部位に基づいて前記血管領域の内部に血管の長軸方向における計測位置を１以上決定し、
    前記計測位置の各々に対応するドプラゲートを血管内腔の内部にそれぞれ設定する
    ことを特徴とする超音波診断装置の制御方法。
14. 超音波診断装置で用いられるプロセッサに制御処理を行わせるプログラムであって、
    前記制御処理は、
    前記計測対象を撮像した超音波画像を取得し、
    前記取得した超音波画像から血管領域を検出し、
    前記血管領域の形状に基づいて特定部位を検出し、前記特定部位に基づいて前記血管領域の内部に血管の長軸方向における計測位置を１以上決定し、
    前記計測位置の各々に対応するドプラゲートを血管内腔の内部にそれぞれ設定する
    ことを特徴とするプログラム。