JP2017080510A - 超音波診断装置 - Google Patents

Abstract

【課題】最適な血流速度情報を表示するため操作者が行なう操作を容易にした超音波診断装置を提供する。
【解決手段】超音波診断装置は、超音波プローブ１と、取得部１６１と、制御部１８とを備える。超音波プローブは、被検体に対して超音波走査を行って、被検体から反射波を受信する。取得部は、他の医用画像診断装置によって前記被検体が撮像されたボリュームデータにおいて、前記超音波プローブの走査断面に対応する対応断面の位置を特定する対応関係を取得する。制御部は、前記対応関係に基づいて、少なくとも対応断面の断面像上の対応する位置に、走査断面における血流情報の収集範囲を示す位置マーカを表示させる。
【選択図】図１

Description

本発明の実施形態は、超音波診断装置に関する。

従来、超音波診断装置では、超音波の反射波から抽出されるドプラ情報（ドプラ信号）を用いて血流速度情報を示すドプラスペクトラム（ドプラ波形）を生成表示することが行なわれている。ドプラ波形は、観察部位として操作者が設定した範囲における血流速度を時系列に沿ってプロットした波形である。かかる範囲は、２次元超音波画像（２次元Ｂモード画像、又は、２次元カラードプラ画像）を参照した操作者により設定される。

例えば、パルス波（ＰＷ：Pulsed Wave）ドプラ法でドプラ波形を収集するＰＷモードでは、操作者は、２次元超音波画像に描出された血管の走行に合わせて、血管内の特定の部位にサンプリングゲートを配置する。ＰＷモードでは、サンプリングゲート内の血流速度情報を示すドプラ波形が表示される。また、例えば、連続波（ＣＷ：Continuous Wave）ドプラ法でドプラ波形を収集するＣＷモードでは、操作者は、２次元超音波画像に描出された血管を通るように、ライン状のサンプリングマーカを配置する。ＣＷモードでは、サンプリングマーカと同一位置に設定された走査線（ビームライン）上の全ての血流速度情報を示すドプラ波形が表示される。

操作者は、ドプラ情報を得るために、２次元超音波画像を参照して、超音波プローブの当接位置及び当接角度を最適な位置及び角度に調整し、サンプリングゲート又はサンプリングマーカを最適な位置に配置する必要がある。しかし、上記の操作は、操作者は、２次元超音波画像を参照しても３次元空間における血管の走行を把握することが困難であることから、容易な操作ではない。

特開２０１０−６８９５５号公報

本発明が解決しようとする課題は、最適な血流速度情報を表示するため操作者が行なう操作を容易にすることができる超音波診断装置を提供することである。

実施形態の超音波診断装置は、超音波プローブと、取得部と、制御部とを備える。超音波プローブは、被検体に対して超音波走査を行って、前記被検体から反射波を受信する。取得部は、他の医用画像診断装置によって前記被検体が撮像されたボリュームデータにおいて、前記超音波プローブの走査断面に対応する対応断面の位置を特定する対応関係を取得する。制御部は、前記対応関係に基づいて、少なくとも前記対応断面の断面像上の対応する位置に、前記走査断面における血流情報の収集範囲を示す位置マーカを表示させる。

図１は、本実施形態に係る超音波診断装置の構成例を示すブロック図である。 図２は、取得部を説明するための図（１）である。 図３は、取得部を説明するための図（２）である。 図４は、ＰＷモードのドプラ波形収集で、従来行なわれている設定の一例を示す図である。 図５は、３次元範囲の取得処理の一例を示す図である。 図６は、３次元範囲の取得処理の別の一例を示す図である。 図７は、算出部及びガイド画像生成部が行なうナビゲーション処理を説明するための図（１）である。 図８は、算出部及びガイド画像生成部が行なうナビゲーション処理を説明するための図（２）である。 図９は、算出部及びガイド画像生成部が行なうナビゲーション処理を説明するための図（３）である。 図１０は、算出部及びガイド画像生成部が行なうナビゲーション処理を説明するための図（４）である。 図１１は、算出部及びガイド画像生成部が行なうナビゲーション処理を説明するための図（５）である。 図１２は、算出部及びガイド画像生成部が行なうナビゲーション処理を説明するための図（６）である。 図１３は、算出部及びガイド画像生成部が行なうナビゲーション処理を説明するための図（７）である。 図１４は、ナビゲーション完了時の表示形式を説明するための図である。 図１５は、本実施形態に係るドプラ波形の表示形式を説明するための図（１）である。 図１６は、本実施形態に係るドプラ波形の表示形式を説明するための図（２）である。 図１７は、本実施形態に係るドプラ波形の表示形式を説明するための図（３）である。 図１８は、本実施形態に係るドプラ波形の表示形式を説明するための図（４）である。 図１９は、本実施形態に係る超音波診断装置の処理の一例を説明するためのフローチャートである。 図２０は、第１変形例を説明するための図である。 図２１は、第２変形例を説明するための図である。 図２２は、第３変形例を説明するための図である。

以下、添付図面を参照して、超音波診断装置の実施形態を詳細に説明する。

（実施形態）
まず、本実施形態に係る超音波診断装置の構成について説明する。図１は、本実施形態に係る超音波診断装置の構成例を示すブロック図である。図１に例示するように、本実施形態に係る超音波診断装置は、超音波プローブ１と、モニタ２と、入力装置３と、装置本体１０とを有する。また、超音波プローブ１には、位置センサ４が取り付けられ、装置本体１０の近傍には、トランスミッター５が設置される。また、装置本体１０は、ネットワークを介して外部装置６と接続される。

超音波プローブ１は、例えば、複数の圧電振動子を有し、これら複数の圧電振動子は、後述する装置本体１０が有する送受信部１１から供給される駆動信号に基づき超音波を発生する。また、超音波プローブ１は、被検体Ｐからの反射波を受信して電気信号に変換する。また、超音波プローブ１は、圧電振動子に設けられる整合層と、圧電振動子から後方への超音波の伝播を防止するバッキング材等を有する。なお、超音波プローブ１は、装置本体１０と着脱自在に接続される。

超音波プローブ１から被検体Ｐに超音波が送信されると、送信された超音波は、被検体Ｐの体内組織における音響インピーダンスの不連続面で次々と反射され、反射波信号として超音波プローブ１が有する複数の圧電振動子にて受信される。受信される反射波信号の振幅は、超音波が反射される不連続面における音響インピーダンスの差に依存する。なお、送信された超音波パルスが、移動している血流や心臓壁等の表面で反射された場合の反射波信号は、ドプラ効果により、移動体の超音波送信方向に対する速度成分に依存して、周波数偏移を受ける。

装置本体１０に接続される超音波プローブ１は、例えば、複数の圧電振動子が一列で配置された１次元超音波プローブである。１次元超音波プローブとしては、セクタ型、リニア型又はコンベックス型等の超音波プローブが挙げられる。或いは、装置本体１０に接続される超音波プローブ１は、例えば、一列に配置された複数の圧電振動子により、被検体Ｐを２次元で走査するとともに、複数の圧電振動子を所定の角度（揺動角度）で揺動させることで、被検体Ｐを３次元で走査するメカニカル４Ｄプローブである。或いは、装置本体１０に接続される超音波プローブ１は、例えば、複数の圧電振動子がマトリックス状に配置されることで、被検体Ｐを３次元で超音波走査することが可能な２Ｄプローブである。２Ｄプローブは、超音波を集束して送信することで、被検体Ｐを２次元で走査することも可能である。

なお、本実施形態に係る超音波診断装置は、後述するように、パルス波（ＰＷ：Pulsed Wave）ドプラ法、又は、連続波（ＣＷ：Continuous Wave）ドプラ法により、ドプラ波形の収集を行なう。本実施形態において、装置本体１０に接続される超音波プローブ１は、Ｂモード画像データ及びカラードプラ画像データの撮影用の超音波送受信とともに、ＰＷドプラ法によるＰＷモード、又は、ＣＷドプラ法によるＣＷモードのドプラ波形の収集用の超音波送受信を実行可能な超音波プローブである。

ここで、上述したように、超音波プローブ１には位置センサ４が取り付けられる。また、上述したように、装置本体１０の近傍の任意の位置に、トランスミッター５が配置される。位置センサ４及びトランスミッター５は、超音波プローブ１の位置情報（座標及び角度）を検出するための位置検出システムである。例えば、位置センサ４は、超音波プローブ１に取り付けられる磁気センサである。位置センサ４は、例えば、超音波プローブ１の本体の端部に取り付けられる。また、例えば、トランスミッター５は、自装置を中心として外側に向かって磁場を形成する装置である。

位置センサ４は、トランスミッター５によって形成された３次元の磁場の強度と傾きとを検出する。そして、位置センサ４は、検出した磁場の情報に基づいて、トランスミッター５を原点とする空間における自装置の位置（座標及び角度）を算出し、算出した位置を装置本体１０に送信する。ここで、位置センサ４は、自装置が位置する３次元の座標及び角度を、超音波プローブ１の３次元位置情報として、装置本体１０に送信する。

なお、本実施形態は、上記の位置検出システム以外のシステムにより、超音波プローブ１の位置情報を取得する場合であっても適用可能である。例えば、本実施形態は、ジャイロセンサや加速度センサ等を用いて、超音波プローブ１の位置情報を取得する場合であっても良い。

入力装置３は、後述するインターフェース部１９を介して装置本体１０と接続される。入力装置３は、マウス、キーボード、ボタン、パネルスイッチ、タッチコマンドスクリーン、フットスイッチ、トラックボール、ジョイスティック等を有し、超音波診断装置の操作者からの各種設定要求を受け付け、装置本体１０に対して受け付けた各種設定要求を転送する。

モニタ２は、超音波診断装置の操作者が入力装置３を用いて各種設定要求を入力するためのＧＵＩ（Graphical User Interface）を表示したり、装置本体１０において生成された各種画像データ等を表示したりする。

外部装置６は、後述するインターフェース部１９及びネットワークを介して装置本体１０と接続される装置である。例えば、外部装置６は、各種の医用画像のデータを管理するシステムであるＰＡＣＳ（Picture Archiving and Communication System）のデータベースや、医用画像が添付された電子カルテを管理する電子カルテシステムのデータベースなどである。或いは、外部装置６は、例えば、Ｘ線ＣＴ（Computed Tomography）装置、ＭＲＩ（Magnetic Resonance Imaging）装置等、本実施形態に係る超音波診断装置以外の各種医用画像診断装置である。

本実施形態に係る装置本体１０は、例えば、ＤＩＣＯＭ（Digital Imaging and Communications in Medicine）に則った画像フォーマットに統一された各種医用画像のデータを、インターフェース部１９を介して外部装置６から取得することができる。例えば、装置本体１０は、後述するインターフェース部１９を介して、自装置で生成した超音波画像データの比較対象となるボリュームデータ（Ｘ線ＣＴボリュームデータや、ＭＲＩボリュームデータ等）を、インターフェース部１９を介して外部装置６から取得する。

装置本体１０は、超音波プローブ１が受信した反射波信号に基づいて超音波画像データを生成する装置である。例えば、本実施形態に係る装置本体１０は、２次元の反射波データに基づいて２次元の超音波画像データを生成可能な装置である。また、例えば、本実施形態に係る装置本体１０は、３次元の反射波データに基づいて３次元の超音波画像データを生成可能な装置である。以下、３次元の超音波画像データを「超音波ボリュームデータ」と記載する。

装置本体１０は、図１に示すように、送受信部１１と、Ｂモード処理部１２と、ドプラ処理部１３と、画像生成部１４と、画像メモリ１５と、画像処理部１６と、内部記憶部１７と、制御部１８と、インターフェース部１９とを有する。

送受信部１１は、パルス発生器、送信遅延部、パルサ等を有し、超音波プローブ１に駆動信号を供給する。パルス発生器は、所定のレート周波数で、送信超音波を形成するためのレートパルスを繰り返し発生する。また、送信遅延部は、超音波プローブ１から発生される超音波をビーム状に集束し、かつ送信指向性を決定するために必要な圧電振動子ごとの遅延時間を、パルス発生器が発生する各レートパルスに対し与える。また、パルサは、レートパルスに基づくタイミングで、超音波プローブ１に駆動信号（駆動パルス）を印加する。すなわち、送信遅延部は、各レートパルスに対し与える遅延時間を変化させることで、圧電振動子面から送信される超音波の送信方向を任意に調整する。

なお、送受信部１１は、後述する制御部１８の指示に基づいて、所定のスキャンシーケンスを実行するために、送信周波数、送信駆動電圧等を瞬時に変更可能な機能を有している。特に、送信駆動電圧の変更は、瞬間にその値を切り替え可能なリニアアンプ型の発信回路、又は、複数の電源ユニットを電気的に切り替える機構によって実現される。

また、送受信部１１は、プリアンプ、Ａ／Ｄ（Analog／Digital）変換器、受信遅延部、加算器等を有し、超音波プローブ１が受信した反射波信号に対して各種処理を行って反射波データを生成する。プリアンプは、反射波信号をチャネル毎に増幅する。Ａ／Ｄ変換器は、増幅された反射波信号をＡ／Ｄ変換する。受信遅延部は、受信指向性を決定するために必要な遅延時間を与える。加算器は、受信遅延部によって処理された反射波信号の加算処理を行なって反射波データを生成する。加算器の加算処理により、反射波信号の受信指向性に応じた方向からの反射成分が強調され、受信指向性と送信指向性とにより超音波送受信の総合的なビームが形成される。

本実施形態に係る送受信部１１は、被検体Ｐを２次元走査するために、超音波プローブ１から２次元の超音波ビームを送信させる。そして、本実施形態に係る送受信部１１は、超音波プローブ１が受信した２次元の反射波信号から２次元の反射波データを生成する。また、本実施形態に係る送受信部１１は、被検体Ｐを３次元走査するために、超音波プローブ１から３次元の超音波ビームを送信させる。そして、本実施形態に係る送受信部１１は、超音波プローブ１が受信した３次元の反射波信号から３次元の反射波データを生成する。

ここで、本実施形態に係る超音波診断装置は、超音波プローブ１が１次元超音波プローブであっても、上述した位置検出システムを用いて、３次元の反射波データを生成することが可能である。例えば、操作者は、超音波プローブ１を被検体Ｐの体表に当接させた状態で、超音波プローブ１の位置及び角度を変更して、複数断面を２次元走査することで、被検体Ｐを３次元走査する。これにより、送受信部１１は、複数断面の２次元の反射波データを生成する。例えば、後述する制御部１８は、位置検出システムから得られた超音波プローブ１の３次元位置情報から、複数断面の２次元の反射波データを３次元に配置することで、３次元の反射波データを再構成することができる。

なお、送受信部１１からの出力信号の形態は、ＲＦ（Radio Frequency）信号と呼ばれる位相情報が含まれる信号である場合や、包絡線検波処理後の振幅情報である場合等、種々の形態が選択可能である。

Ｂモード処理部１２は、送受信部１１から反射波データを受信し、対数増幅、包絡線検波処理等を行なって、信号強度が輝度の明るさで表現されるデータ（Ｂモードデータ）を生成する。

ドプラ処理部１３は、送受信部１１から受信した反射波データから速度情報を周波数解析し、ドプラ効果による血流や組織、造影剤エコー成分を抽出し、速度、分散、パワー等の移動体情報を多点について抽出したデータ（ドプラデータ）を生成する。本実施形態の移動体は、血管内を流動する血液である。

なお、本実施形態に係るＢモード処理部１２及びドプラ処理部１３は、２次元の反射波データ及び３次元の反射波データの両方について処理可能である。

画像生成部１４は、Ｂモード処理部１２及びドプラ処理部１３が生成したデータから超音波画像データを生成する。すなわち、画像生成部１４は、Ｂモード処理部１２が生成したＢモードデータから反射波の強度を輝度にて表したＢモード画像データを生成する。また、画像生成部１４は、ドプラ処理部１３が生成したドプラデータから移動体情報（血流情報や組織の移動情報）を表す平均速度画像データ、分散画像データ、パワー画像データ、又は、これらの組み合わせ画像としてのカラードプラ画像データを生成する。

ここで、画像生成部１４は、一般的には、超音波走査の走査線信号列を、テレビ等に代表されるビデオフォーマットの走査線信号列に変換（スキャンコンバート）し、表示用の超音波画像データを生成する。具体的には、画像生成部１４は、超音波プローブ１による超音波の走査形態に応じて座標変換を行なうことで、表示用の超音波画像データを生成する。また、画像生成部１４は、スキャンコンバート以外に種々の画像処理として、例えば、スキャンコンバート後の複数の画像フレームを用いて、輝度の平均値画像を再生成する画像処理（平滑化処理）や、画像内で微分フィルタを用いる画像処理（エッジ強調処理）等を行なう。また、画像生成部１４は、超音波画像データに、種々のパラメータの文字情報、目盛り、ボディーマーク等を合成する。

すなわち、Ｂモードデータ及びドプラデータは、スキャンコンバート処理前の超音波画像データであり、画像生成部１４が生成するデータは、スキャンコンバート処理後の表示用の超音波画像データである。なお、Ｂモードデータ及びドプラデータは、生データ（Raw Data）とも呼ばれる。

更に、画像生成部１４は、Ｂモード処理部１２が生成した１走査線上のＢモードデータの時系列データから、Ｍモード画像データを生成することが可能である。また、画像生成部１４は、ドプラ処理部１３が生成したドプラデータから、血流の速度情報を時系列に沿ってプロットしたドプラ波形を生成することが可能である。

更に、画像生成部１４は、Ｂモード処理部１２が生成した３次元のＢモードデータに対して座標変換を行なうことで、３次元のＢモード画像データを生成する。また、画像生成部１４は、ドプラ処理部１３が生成した３次元のドプラデータに対して座標変換を行なうことで、３次元のドプラ画像データを生成する。３次元Ｂモードデータ及び３次元ドプラデータは、スキャンコンバート処理前のボリュームデータとなる。すなわち、画像生成部１４は、「３次元のＢモード画像データや３次元のドプラ画像データ」を「超音波ボリュームデータ」として生成する。

更に、画像生成部１４は、超音波ボリュームデータをモニタ２にて表示するための各種の２次元画像データを生成するために、超音波ボリュームデータに対してレンダリング処理を行なう。画像生成部１４が行なうレンダリング処理としては、断面再構成法（ＭＰＲ：Multi Planer Reconstruction）を行なって超音波ボリュームデータからＭＰＲ画像データを生成する処理がある。また、画像生成部１４が行なうレンダリング処理としては、超音波ボリュームデータに対して「Curved MPR」を行なう処理や、超音波ボリュームデータに対して「Maximum Intensity Projection」を行なう処理がある。また、画像生成部１４が行なうレンダリング処理としては、３次元の情報を反映した２次元画像データを生成するボリュームレンダリング（ＶＲ：Volume Rendering）処理がある。

更に、画像生成部１４は、他の医用画像診断装置が収集したボリュームデータに対しても、上記の各種レンダリング処理を行なうことができる。かかるボリュームデータは、Ｘ線ＣＴ装置により収集された３次元のＸ線ＣＴ画像データ（Ｘ線ＣＴボリュームデータ）や、ＭＲＩ装置により収集された３次元のＭＲＩ画像データ（ＭＲＩボリュームデータ）である。一例として、画像生成部１４は、後述する取得部１６１が取得した情報に基づいて、現時点で生成した２次元の超音波画像データの走査断面に対応する断面を用いたＭＰＲ処理により、Ｘ線ＣＴボリュームデータから２次元のＸ線ＣＴ画像データを生成する。

画像メモリ１５は、画像生成部１４が生成した表示用の画像データを記憶するメモリである。また、画像メモリ１５は、Ｂモード処理部１２やドプラ処理部１３が生成したデータを記憶することも可能である。画像メモリ１５が記憶するＢモードデータやドプラデータは、例えば、診断の後に操作者が呼び出すことが可能となっており、画像生成部１４を経由して表示用の超音波画像データとなる。

画像処理部１６は、本実施形態において、ドプラ波形の収集を支援するために、装置本体１０に設置される。画像処理部１６は、図１に示すように、取得部１６１と、抽出部１６２と、算出部１６３と、ガイド画像生成部１６４とを有する。

取得部１６１は、３次元の医用画像データであるボリュームデータにおいて、超音波プローブ１の走査断面に対応する断面の位置を特定する対応関係を取得する。上記のボリュームデータは、超音波診断装置以外の他種の医用画像診断装置により撮影されたボリュームデータであり、例えば、Ｘ線ＣＴボリュームデータである。

取得部１６１により取得される対応関係は、従来、「同時表示機能」に用いられている。「同時表示機能」は、超音波プローブ１の移動により変更される走査断面の２次元超音波画像データと、当該２次元超音波画像データと位置合わせされたＸ線ＣＴボリュームデータの２次元Ｘ線ＣＴ画像データとを、モニタ２の画面にリアルタイムで同時に表示する機能である。図２及び図３は、取得部を説明するための図である。

取得部１６１は、図２に示すように、超音波プローブ１に取り付けた位置センサ４及びトランスミッター５で構成される位置検出システムから、超音波プローブ１の実空間における３次元位置情報（座標及び角度）を取得する。

「同時表示機能」を行なう場合、超音波プローブ１の３軸（Ｘ、Ｙ、Ｚ）と、Ｘ線ＣＴボリュームデータ１００（図２を参照）の３軸との軸合わせが行われる。例えば、操作者は、位置センサ４が取り付けられた超音波プローブ１を、被検体Ｐに対して垂直に当接し、セットボタンを押下する。取得部１６１は、セットボタンが押下された時点で取得した超音波プローブ１の３次元位置情報から、実空間での垂直方向で定まる直行３軸をセットする。

次に、操作者は、図２に示すように、Ｘ線ＣＴボリュームデータ１００のＭＰＲ画像データ１０１ａに描出された特徴部分と同一の特徴部分が描出される超音波画像データ２００が表示されるように、超音波プローブ１を移動させて、再度セットボタンを押下する。また、操作者は、ＭＰＲ画像データ１０１ａの特徴部分と、超音波画像データ２００の特徴部分とを、例えば、マウスにより指定する。特徴部分としては、例えば、血管や、剣状突起などが用いられる。

取得部１６１は、セットボタンが再度押下された時点で取得した超音波プローブ１の３次元位置情報と、Ｘ線ＣＴボリュームデータ１００における特徴部分の位置情報と、超音波画像データ２００における特徴部分の位置情報とから、実空間における「任意の走査断面」の位置と、「任意の走査断面」の超音波走査で生成された超音波画像データにおける位置と、Ｘ線ＣＴボリュームデータ１００における「任意の走査断面」に対応する断面の位置との対応関係を取得する。

かかる対応関係を用いて、例えば、制御部１８は、Ｘ線ＣＴボリュームデータ１００で、走査断面に対応する断面を特定し、画像生成部１４は、制御部１８が特定した断面を用いてＸ線ＣＴボリュームデータ１００からＭＰＲ画像データを生成することができる。これにより、モニタ２は、移動された走査断面の超音波画像データ２００Ａと同一断面のＭＰＲ画像データ１０１Ａとを同時に表示する。

ここで、上記の対応関係は、「任意の走査断面」の超音波走査で生成された超音波画像データの座標を、Ｘ線ＣＴボリュームデータ１００の座標に変換することができる。また、上記の対応関係は、Ｘ線ＣＴボリュームデータ１００の任意の位置の座標を、超音波画像データの座標に変換することができる。

図１に戻って、抽出部１６２は、ボリュームデータに含まれる血管領域を抽出する。例えば、抽出部１６２は、血液に対応するＣＴ値を有するボクセルを抽出して、Ｘ線ＣＴボリュームデータ１００に含まれる血管領域を抽出する。なお、本実施形態は、ボリュームデータに含まれる血管領域を、操作者が血管の位置を手動で設定して抽出する場合であっても良い。

本実施形態において、取得部１６１が取得した対応関係と、抽出部１６２が抽出する血管領域とを用いて、算出部１６３及びガイド画像生成部１６４が行なう処理については、後に詳述する。

内部記憶部１７は、超音波送受信、画像処理及び表示処理を行なうための制御プログラムや、診断情報（例えば、患者ＩＤ、医師の所見等）や、診断プロトコルや各種ボディーマーク等の各種データを記憶する。また、内部記憶部１７は、必要に応じて、画像メモリ１５が記憶する画像データの保管等にも使用される。

更に、内部記憶部１７は、外部装置６から転送された各種医用画像の保管にも使用される。具体的には、内部記憶部１７は、後述するインターフェース部１９を経由して、外部装置６から転送されたＤＩＣＯＭ規格のボリュームデータを記憶する。本実施形態では、内部記憶部１７は、ドプラ波形が収集される被検体Ｐの血管を含むボリュームデータ（例えば、Ｘ線ＣＴボリュームデータやＭＲＩボリュームデータ）を記憶する。

制御部１８は、超音波診断装置の処理全体を制御する。具体的には、制御部１８は、入力装置３を介して操作者から入力された各種設定要求や、内部記憶部１７から読込んだ各種制御プログラム及び各種データに基づき、送受信部１１、Ｂモード処理部１２、ドプラ処理部１３、画像生成部１４、画像処理部１６の処理を制御する。また、制御部１８は、画像メモリ１５や内部記憶部１７が記憶する表示用の超音波画像データをモニタ２にて表示するように制御する。また、制御部１８は、画像処理部１６の処理結果をモニタ２にて表示するように制御する。

インターフェース部１９は、入力装置３、ネットワーク及び外部装置６に対するインターフェースである。入力装置３が受け付けた操作者からの各種設定情報及び各種指示は、インターフェース部１９により、制御部１８に転送される。また、入力装置３が操作者から受け付けた画像データの転送要求は、インターフェース部１９により、ネットワークを介して外部装置６に通知される。また、外部装置６が転送した画像データは、インターフェース部１９により、内部記憶部１７に格納される。

以上、本実施形態に係る超音波診断装置の全体構成について説明した。かかる構成のもと、本実施形態に係る超音波診断装置は、ドプラ情報に基づく血流速度情報を示すドプラ波形の収集を行なう。

従来、ドプラ波形の収集を行なう場合、操作者は、Ｂモード、又は、カラードプラモードで、ドプラ波形の収集を行ないたい観察部位の血管が描出される走査断面を探索する。そして、操作者は、２次元超音波画像データ（２次元Ｂモード画像データ、又は、２次元カラードプラ画像データ）を参照して、ドプラ波形収集用の走査断面（血流情報収集用の走査断面）を決定する。以下では、血流速度情報の収集用に超音波プローブ１で走査される走査断面を「収集断面」と記載する。

そして、操作者は、収集断面において、ドプラ波形の収集を行なう範囲を配置する。以下では、収集断面で、血流情報収集用に配置される範囲を「収集範囲」と記載する。ＰＷモードでは、操作者は、収集断面の２次元超音波画像データに描出された血管の走行に合わせて、血管内の観察部位に収集範囲であるサンプリングゲートを配置する。ＰＷモードでは、サンプリングゲート内の血流速度情報を示すドプラ波形が表示される。

また、ＣＷモードでは、操作者は、収集断面の２次元超音波画像データに描出された観察部位を含む血管を通るように、ライン状のサンプリングマーカを配置する。ＣＷモードでは、サンプリングマーカと同一位置に設定された走査線上の全ての血流速度情報を示すドプラ波形が表示される。図４は、ＰＷモードのドプラ波形収集で、従来行なわれている設定の一例を示す図である。

図４の右図は、モニタ２に表示された収集断面のＢモード画像データである。具体的には、図４の右図は、観察対象の血管が長軸断面で描出されている収集断面のＢモード画像データである。操作者は、Ｂモード画像データにて血管の長軸断面内にサンプリングゲートを配置する（図４の右図に示す平行２重線を参照）。そして、操作者は、又は、制御部１８は、サンプリングゲートを通過する走査線であり、収集断面内で走査可能な走査線の位置に、ラインマーカを配置する（図４の右図に示す点線を参照）。ここで、ドプラ情報で得られる血流速度情報は、血管の走行方向の血流速度情報ではなく、ラインマーカ上の走査線方向の血流速度情報である。ここで、血流方向（血管の走行方向）と、走査線方向との角度を「θ」とする。ドプラ処理部１３は、ドプラ情報から得られた血流速度情報を「１／ｃｏｓθ」で角度補正することで、血管の走行方向の血流速度情報を求める。

操作者は、サンプリングゲート及びラインマーカを配置するとともに、角度補正を行なうための「θ」をドプラ処理部１３に通知するために、血管の走行方向に平行となる角度マーカを、サンプリングゲート内に配置する（図４の右図の平行２重線を斜めに横切る２つの線分を参照）。なお、角度マーカの向きは、操作者により調整可能である。ドプラ処理部１３は、ラインマーカと角度マーカとの角度から「θ」を求め、角度補正を行なう。

サンプリングゲート及びラインマーカの位置情報は、ドプラ情報をサンプリングする収集範囲を定義する位置情報となる。また、角度補正用の情報である角度マーカの位置情報も、収集範囲を定義する位置情報として含めることができる。

そして、操作者は、サンプリングゲート及びラインマーカの配置と、角度マーカの調整とが完了した後、ＰＷモードでのドプラ波形の収集開始要求を、入力装置３を介して入力する。これにより、ドプラ波形の収集が開始され、モニタ２は、図４の左図に示すように、ドプラ波形を表示する。

なお、ＣＷモードでは、ＰＷモードのラインマーカに対応するサンプリングマーカ及び角度マーカが配置される。ＣＷモードでは、血管を通るサンプリングマーカの位置情報が、ドプラ情報をサンプリングする収集範囲を定義する位置情報となる。また、ＣＷモードでは、角度補正用の情報である角度マーカの位置情報も、収集範囲を定義する位置情報として含めることができる。

操作者は、ドプラ情報を得るために、２次元超音波画像データを参照しながら、超音波プローブ１の当接位置及び当接角度を最適な位置及び角度に調整して、収集範囲を配置する必要がある。ここで、超音波プローブ１の最適な当接位置及び最適な当接角度とは、例えば、「θ」が最小となる位置及び角度である。血管の走行方向と、走査線方向との角度「θ」が「０度」に近いほど、「１／ｃｏｓθ」が「１」に近づき、血流速度情報の角度補正による誤差が少なくなる。一方、血管の走行方向と、走査線方向との角度「θ」が大きくなるほど、「１／ｃｏｓθ」が小さくなり、血流速度情報の角度補正による誤差が大きくなる。

しかし、操作者は、２次元超音波画像データを参照しても３次元空間における血管の走行を把握することが困難である。このため、操作者にとって、血管の走行方向と、走査線方向との角度ができるだけ小さくなるように収集範囲を配置することは、困難な操作となる。また、観察対象の血管が長軸断面で描出されていると操作者が判断した場合であっても、画像データが２次元であることから、参照している断面が実際には長軸断面からずれている場合がある。この場合、角度マーカは、血管の走行方向と平行とならないため、「θ」に誤差が生じ、血流速度情報を正確に求めることが出来ない。

そこで、本実施形態では、最適な血流速度情報を表示するため操作者が行なう操作を容易にするために、算出部１６３及びガイド画像生成部１６４は、取得部１６１が取得した対応関係と、抽出部１６２が抽出する血管領域とを用いて、以下の処理を行なう。なお、以下では、ＰＷモードで行なわれる処理を中心に説明する。なお、以下の処理が開始される前に、取得部１６１は、ボリュームデータ（例えば、Ｘ線ＣＴボリュームデータ１００）の対応関係を取得している。

算出部１６３は、収集範囲及び収集断面のボリュームデータ（他種ボリュームデータ）における位置情報を、当該ボリュームデータに含まれる血管の走行方向に基づいて算出する。具体的には、算出部１６３は、収集される血流速度情報の誤差が許容範囲内となる収集範囲及び収集断面のボリュームデータ（他種ボリュームデータ）における位置情報を、当該ボリュームデータに含まれる血管の走行方向に基づいて算出する。すなわち、算出部１６３は、ドプラ波形を収集するための収集範囲と、収集範囲が配置される収集断面との位置情報を、実空間ではなく、血管領域を抽出可能な他種ボリュームデータの仮想空間において算出する。

そして、ガイド画像生成部１６４は、対応関係及び位置情報を用いて、収集範囲が配置された収集断面が走査される位置まで超音波プローブ１を操作者が移動するためのガイド画像データを生成する。具体的には、ガイド画像生成部１６４は、ボリュームデータ（他種ボリュームデータ）から生成された２次元画像データを用いる。この２次元画像データは、例えば、Ｘ線ＣＴボリュームデータ１００のＶＲ画像データである。ＶＲ画像データは、画像生成部１４が生成する場合であっても、ガイド画像生成部１６４が生成する場合であっても良い。そして、ガイド画像生成部１６４は、この２次元画像データに、超音波プローブ１の現時点での走査断面を示すマーカを対応関係に基づく位置に重畳し、収集範囲及び収集断面を示すマーカを位置情報に基づく位置に重畳する。これにより、ガイド画像生成部１６４は、ガイド画像データを生成する。ガイド画像データは、操作者が超音波プローブ１の移動操作を行なうための、ナビゲーション用の画像となる。

まず、算出部１６３は、ボリュームデータにおいて、超音波プローブ１が走査可能な３次元走査範囲に対応する３次元範囲を取得する。ここで、３次元走査範囲は、操作者が被検体Ｐの体表に当接した超音波プローブ１を可能な範囲で移動させることで得られる。そして、算出部１６３は、３次元走査範囲と、取得部１６１が取得済みの対応関係とから、３次元範囲の位置を算出する。図５は、３次元範囲の取得処理の一例を示す図である。

例えば、心臓の超音波走査は、肋間に超音波プローブ１を当接した状態で行なわれる。すなわち、超音波プローブ１は、必ずしも、任意の当接位置及び当接角度で観察部位を含む断面を走査することが出来ない。そこで、例えば、操作者は、被検体Ｐの体表に超音波プローブ１を当接した状態で、図５の左図に示すように、超音波プローブ１を走査可能な範囲で移動することで、３次元走査範囲を設定する。取得部１６１は、３次元走査範囲の実空間における位置情報を、位置センサ４から取得し、算出部１６３に通知する。そして、算出部１６３は、３次元走査範囲の実空間における位置情報と、対応関係とから、図５の右図に示すように、Ｘ線ＣＴボリュームデータ１００において、３次元走査範囲に対応する３次元範囲３００の位置を算出する。３次元範囲３００は、収集範囲及び収集断面をＸ線ＣＴボリュームデータ１００において、探索する範囲となる。３次元範囲３００に限定することで、最適なドプラ波形を収集可能な収集範囲及び収集断面の位置情報算出処理に要する負荷は、軽減される。

ただし、３次元範囲３００の位置は、対応関係を用いずに算出される場合であっても良い。かかる場合、算出部１６３は、Ｘ線ＣＴボリュームデータ１００の被検体Ｐの体表が位置する情報を用いて、３次元範囲の位置を算出する。図６は、３次元範囲の取得処理の別の一例を示す図である。例えば、算出部１６３は、空気に対応するＣＴ値を用いて、図６に示すように、Ｘ線ＣＴボリュームデータ１００における被検体Ｐの体表４００の位置を算出する。体表４００は、超音波プローブ１が当接可能な範囲である。例えば、算出部１６３は、体表４００のＸ線ＣＴボリュームデータ１００における位置と、超音波プローブ１が２次元走査する断面の形状及び大きさとに基づいて、３次元範囲３００の位置を算出する。

なお、例えば、算出部１６３は、骨に対応するＣＴ値を用いて、Ｘ線ＣＴボリュームデータ１００における被検体Ｐの骨領域の位置を算出し、骨領域の位置を更に用いて、３次元範囲３００の位置を算出しても良い。或いは、算出部１６３は、操作者が指定した体表４００の一部範囲の位置を更に用いて、３次元範囲３００の位置を算出しても良い。

操作者は、３次元走査範囲の走査を終えた後、超音波プローブ１が３次元走査範囲内の断面を走査している状態で、入力装置３を用いてナビゲーション開始要求を入力する。これにより、算出部１６３及びガイド画像生成部１６４は、以下に説明するナビゲーション処理を開始する。図７〜図１３は、算出部及びガイド画像生成部が行なうナビゲーション処理を説明するための図である。

図７の右図は、現時点の走査断面のＢモード画像データである。また、図７の左図は、上述したＸ線ＣＴボリュームデータ１００から生成されたＶＲ画像データ１０１である。算出部１６３は、現時点の走査断面の位置情報を取得部１６１から取得し、取得した位置情報と対応関係とを用いて、Ｘ線ＣＴボリュームデータ１００において現時点の走査断面に対応する断面（以下、対応走査断面と記載する）の位置を算出する。ガイド画像生成部１６４は、図７に示すように、ＶＲ画像データ１０１において、算出部１６３が算出した位置に対応走査断面に該当する枠５００を重畳する。また、画像生成部１４は、図７に示すように、現時点の走査断面のＢモード画像データに、現時点の走査断面に対応する枠６００を重畳させる。例えば、枠５００及び枠６００は、黄色の実線で描画される。なお、ＶＲ画像データ１０１には、血管が描出されている。

そして、入力装置３は、ボリュームデータにおいて、操作者から観察部位の指定を受け付ける。例えば、操作者は、図８の左図に示すように、ＶＲ画像データ１０１の血管内にマウスのカーソルを移動して、クリックする。ＶＲ画像データ１０１は、３次元情報を有するＸ線ＣＴボリュームデータ１００から生成された画像であるため、算出部１６３は、操作者が観察部位として指定した位置の３次元位置を算出可能である。

そこで、算出部１６３は、図９に示すように、ＶＲ画像データ１０１で指定された観察部位のＸ線ＣＴボリュームデータ１００における３次元位置を算出する。そして、抽出部１６２は、図９に示すように、観察部位の３次元位置に位置する血管領域５０１を、ＣＴ値を用いて抽出する。なお、本実施形態は、抽出部１６２が血管領域５０１から血管壁を抽出しても良い。また、本実施形態は、抽出部１６２が予めＸ線ＣＴボリュームデータ１００の血管領域（又は、血管壁）を全て抽出しておいても良い。

そして、算出部１６３は、血管領域５０１を用いて観察部位における血管の走行方向を算出する。例えば、算出部１６３は、図９に示すように、観察部位における血管走行ベクトル５０２を算出する。図９では、血管走行ベクトル５０２を両矢印で示している。

そして、算出部１６３は、血管の走行方向（血管走行ベクトル５０２）に沿う走査線の位置及び角度をＸ線ＣＴボリュームデータ１００において算出する。血管の走行方向（血管走行ベクトル５０２）に沿う走査線は、観察部位で収集される血流速度情報の誤差が最小となる最適走査線となる。観察部位で収集される血流速度情報の誤差が最小となる最適走査線の位置及び角度は、観察部位を通り、血管の走行方向と方向が一致する走査線の位置及び角度である。算出部１６３は、Ｘ線ＣＴボリュームデータ１００において最適走査線の位置及び角度を算出する。そして、算出部１６３は、算出した位置及び角度で定まる線を最適走査線に対応する最適ラインとして設定する。そして、算出部１６３は、最適ラインを用いて、収集範囲及び収集断面の位置情報を算出する。

具体的には、算出部１６３は、図１０に示すように、観察部位を通り血管走行ベクトル５０２に一致する線を、最適ライン５０３として配置する。換言すると、算出部１６３は、血管走行ベクトル５０２（血管領域を用いて算出した観察部位における血管の走行方向）に対して平行に、最適ライン５０３を配置する。最適ライン５０３と血管走行ベクトル５０２との角度は「０度」となり、仮に、最適ライン５０３に対応する走査線で収集される血流速度情報の誤差は、最小となる。換言すると、最適ライン５０３は、Ｘ線ＣＴボリュームデータ１００において、最適なラインマーカに対応するマーカとなる。そして、算出部１６３は、図１０に示すように、最適ライン５０３に垂直に、観察部位を含む２重線５０４を配置する。２重線５０４は、Ｘ線ＣＴボリュームデータ１００において、最適なサンプリングゲートに対応するマーカとなる。最適ライン５０３及び２重線５０４は、ＰＷモードにより観察部位のドプラ波形を収集するための最適収集範囲となる。

そして、算出部１６３は、図１０に示すように、観察部位を通り、かつ、観察部位における血管の走行方向に沿った走行ライン５０５を配置する。換言すると、算出部１６３は、２重線５０４に垂直に、走行ライン５０５を配置する。走行ライン５０５は、Ｘ線ＣＴボリュームデータ１００において、高精度に角度補正を行なえる最適な角度マーカに対応するマーカとなる。

そして、算出部１６３は、収集範囲及び収集断面を探索するために、上述した３次元範囲３００内で観察部位の位置を固定した状態で最適ライン５０３を移動する。なお、ＰＷモードであることから、算出部１６３は、最適ライン５０３及び２重線５０４との相対的位置関係を維持した状態で、最適ライン５０３を移動する。また、算出部１６３は、走行ライン５０５については、移動を行なわない。

そして、算出部１６３は、移動した最適ライン５０３を走査可能な走査断面であり、移動した最適ライン５０３と血管走行ベクトル５０２との角度が最小となる位置を探索する。算出部１６３は、上記の探索条件で探索を行なって、位置情報を算出する。これにより、算出部１６３は、図１１に示すように、上記の探索条件を満たす「ライン５０６及び２重線５０７」の位置を、収集範囲の位置として算出する。また、算出部１６３は、図１１に示すように、上記の探索条件を満たす「枠５０８」の位置を、収集断面の位置として算出する。これにより、算出部１６３は、位置情報を算出する。なお、図１１に示すように、走行ライン５０５の位置は、保持されている。

そして、ガイド画像生成部１６４は、図８の左図に示す「ＶＲ画像データ１０１及び枠５００」に、「ライン５０６及び２重線５０７」、「枠５０８」及び「走行ライン５０５」それぞれを示すマーカを重畳して、ガイド画像データを生成する。すなわち、ガイド画像生成部１６４は、図１２の左図に示すように、枠５０８を示す点線枠５０９を重畳し、ライン５０６を示す点線５１０を重畳し、２重線５０７を示す２重線５１１を重畳し、走行ライン５０５を示すライン５１２を角度補正用の角度マーカとして重畳する。なお、ガイド画像生成部１６４は、黄色の実線で示す枠５００と差別化を行なうため、点線枠５０９を緑色で描画する。そして、ガイド画像データは、制御部１８の制御により、モニタ２に表示される。

すなわち、点線枠５０９は、収集断面を示すマーカとなる。また、点線５１０及び２重線５１１は、収集範囲を示すマーカとなる。操作者は、図１２の左図に示すガイド画像データを参照して、超音波プローブ１の移動を開始する。超音波プローブ１が移動されると、図１２の右図のＢモード画像データが更新されるとともに、対応関係に基づいて、枠５００の位置も移動する。操作者は、移動する枠５００を参照して、枠５００が点線枠５０９と一致するように、超音波プローブ１を移動する。

更に、制御部１８は、ガイド画像データとともに、収集断面が走査される位置まで超音波プローブ１を操作者が移動するために必要となる情報をモニタ２に表示させても良い。例えば、ガイド画像生成部１６４は、撮影部位に対応する３次元ボディーマークを内部記憶部１７から取得する。そして、例えば、ガイド画像生成部１６４は、図１３に示すように、３次元ボディーマーク上において、２つのプローブ模式図を配置する。ガイド画像生成部１６４は、一方のプローブ模式図を、ナビゲーション開始要求時の超音波プローブ１の位置に対応する位置に配置し、他方のプローブ模式図を、収集断面走査時の超音波プローブ１の位置に対応する位置に配置する。そして、例えば、ガイド画像生成部１６４は、図１３に示すように、収集断面が走査される位置の操作として、平行移動を示す矢印と、回転移動を示す矢印とを配置する。そして、制御部１８は、図１３に示す画像データをモニタ２に表示させる。

なお、ガイド画像生成部１６４は、枠５００の位置に、Ｂモード画像データを重畳したガイド画像データを生成表示しても良い。また、本実施形態は、ガイド画像データに用いられるＸ線ＣＴボリュームデータ１００の２次元画像データが、ＭＰＲ画像データであっても良い。かかる場合、操作者は、複数のＭＰＲ画像データを用いた複数のガイド画像データをサムネール表示させたり、動画表示させたりしても良い。また、本実施形態は、ガイド画像データを参照した操作者が、収集範囲及び収集断面の位置を調整しても良い。

そして、制御部１８は、収集断面が走査される位置まで操作者が超音波プローブ１を移動した場合、収集断面が走査されている旨を操作者に報知する情報を出力させる。また、収集断面が走査される位置まで操作者が超音波プローブ１を移動した場合、制御部１８は、収集断面の超音波画像データに収集範囲を重畳表示させる。図１４は、ナビゲーション完了時の表示形式を説明するための図である。

超音波プローブ１による走査断面が、点線枠５０９に対応する位置となった場合、すなわち、枠５００が点線枠５０９と重なった場合、ガイド画像生成部１６４は、図１４に示すように、枠５００を削除し、緑色の点線枠５０９を、緑色の実線の枠５０９’に変更する。これにより、操作者は、収集断面が走査されていることを認識できる。なお、同時に、ガイド画像生成部１６４又は画像生成部１４は、図１４に示すように、黄色の枠６００を、緑色の枠６００’に変更しても良い。これによっても、操作者は、収集断面が走査されていることを認識できる。

また、枠５００が点線枠５０９と重なった場合、ガイド画像生成部１６４又は画像生成部１４は、図１４に示すように、収集断面のＢモード画像データに、「ガイド画像データにおける収集範囲のマーカである点線５１０及び２重線５１１」に対応する「ラインマーカ及びサンプリングゲート」を重畳する。更に、ガイド画像生成部１６４又は画像生成部１４は、図１４に示すように、「ガイド画像データにおける角度補正用のマーカであるライン５１２」に対応する「角度マーカ」を重畳する。なお、本実施形態は、収集断面のＢモード画像データに重畳された「ラインマーカ及びサンプリングゲート」を、操作者が調整しても良い。かかる場合、ガイド画像データにおける各マーカの位置を連動して移動しても良い。

そして、制御部１８は、収集範囲での血流速度情報（ドプラ波形）の収集を開始させる。なお、ドプラ波形収集時には、ドプラ処理部１３は、Ｂモード画像データに重畳された角度マーカとラインマーカとの角度を用いない。ドプラ処理部１３は、走行ライン５０５とライン５０６との角度を角度補正用の「θ」として用いる。

ドプラ波形の表示形式は、操作者により選択される場合であっても良いし、初期設定されている場合であっても良い。以下、図１５〜図１８を用いて、本実施形態で実行可能なドプラ波形の表示形式について説明する。図１５〜図１８は、本実施形態に係るドプラ波形の表示形式を説明するための図である。

図１５に示す表示形式は、図１４に示すナビゲーション完了時の表示形式に更にドプラ波形を表示させるものである。図１５では、モニタ２において、ガイド画像データと、Ｂモード画像データが並列表示され、ガイド画像データ及びＢモード画像データの下に、ドプラ波形が表示される。

図１６に示す表示形式は、図１５に示す表示形式と比較して、ＶＲ画像データ１０１を用いたガイド画像データの代わりに、収集断面を含む断面でＸ線ＣＴボリュームデータ１００を切断したＭＰＲ画像データに、収集断面に対応するマーカ、収集範囲に対応するマーカ及び角度マーカに対応するマーカを重畳した画像データを表示させるものである。

図１７に示す表示形式は、ガイド画像データの表示領域に、ドプラ波形を表示させて、ドプラ波形とＢモード画像データとを並列表示させるものである。図１８に示す表示形式は、図１７の表示形式で表示されていたＢモード画像データの一部に、カラードプラモードのカラードプラ画像データを重畳させるものである。なお、本実施形態は、更に、３次元ボディーマークを表示する表示形式が行なわれても良い。

なお、上記では、ＰＷモードにおいて行なわれるナビゲーションについて説明した。一方、ＣＷモードでナビゲーションが行なわれる場合、例えば、３次元範囲３００内で、最適ライン５０３を移動して、図１１に示すライン５０６を収集範囲とする点以外、上記の方法が適用可能である。

次に、図１９を用いて、本実施形態に係る超音波診断装置の処理について説明する。図１９は、本実施形態に係る超音波診断装置の処理の一例を説明するためのフローチャートである。なお、図１９では、ＰＷモードを行なうための収集範囲及び収集断面の位置情報算出用の他種ボリュームデータの対応関係を取得した後の処理について説明する。

図１９に示すように、本実施形態に係る制御部１８は、操作者からナビゲーション開始要求を受け付けたか否かを判定する（ステップＳ１０１）。ここで、ナビゲーション開始要求を受け付けない場合（ステップＳ１０１否定）、制御部１８は、ナビゲーション開始要求を受け付けるまで待機する。

一方、ナビゲーション開始要求を受け付けた場合（ステップＳ１０１肯定）、制御部１８の指示に基づくガイド画像生成部１６４の処理により、ボリュームデータのＶＲ画像データに、現時点の走査断面のマーカを重畳表示する（ステップＳ１０２、図７を参照）。そして、算出部１６３は、ＶＲ画像データにおいて、観察部位の指定を受け付けたか否かを判定する（ステップＳ１０３）。ここで、観察部位の指定を受け付けない場合（ステップＳ１０３否定）、算出部１６３は、観察部位の指定を受け付けるまで待機する。

一方、観察部位の指定を受け付けた場合（ステップＳ１０３肯定）、算出部１６３は、指定された観察部位のボリュームデータにおける位置を算出し、観察部位における血管の走行方向を算出する（ステップＳ１０４、図９を参照）。そして、算出部１６３は、ボリュームデータにおける最適ラインの位置を算出する（ステップＳ１０５、図１０を参照）。そして、算出部１６３は、最適ラインに２重線（サンプリングゲートに対応）及び走行ライン（角度マーカに対応）を配置する（ステップＳ１０６、図１０を参照）。

そして、算出部１６３は、走行ラインの位置は保持したまま、観察部位を中心に２重線及び最適ラインを３次元範囲内で移動して、移動した最適ラインを走査可能な走査断面であり、移動した最適ラインと血管走行方向との角度が最小となる収集範囲及び収集断面を探索する（ステップＳ１０７、図１１を参照）。そして、算出部１６３は、探索した収集範囲及び収集断面の位置情報を算出する（ステップＳ１０８）。

そして、ガイド画像生成部１６４は、対応関係と位置情報とを用いてガイド画像データを生成し、モニタ２は、ガイド画像データを表示する（ステップＳ１０９、図１２を参照）。操作者は、ガイド画像データを参照して、超音波プローブ１の移動を開始する。

そして、制御部１８は、走査断面が収集断面と一致したか否かを判定する（ステップＳ１１０）。ここで、走査断面が収集断面と一致していない場合（ステップＳ１１０否定）、制御部１８の制御により、新たな走査断面のガイド画像データの生成表示がステップＳ１０９で行なわれる。

一方、制御部１８は、走査断面が収集断面と一致した場合（ステップＳ１１０肯定）、制御部１８は、収集断面が走査されている旨を通知する（ステップＳ１１１、図１４を参照）。そして、制御部１８は、収集断面の超音波画像データに、ラインマーカ、サンプリングゲート及び角度マーカを重畳表示させる（ステップＳ１１２）。

そして、制御部１８は、ドプラ波形の収集及び表示を開始させ（ステップＳ１１３）、ナビゲーション処理を終了する。

上述してきたように、本実施形態では、血管領域を抽出可能なボリュームデータを用いて算出して観察部位の血管走行方向を用いて、３次元範囲内で最適な収集範囲及び収集断面の位置情報を算出し、ガイド画像データの生成表示を行なう。従って、本実施形態では、最適な血流速度情報を表示するため操作者が行なう操作を容易にすることができる。

なお、上記の実施形態では、走査可能な３次元領域として設定された３次元走査範囲に対応するボリュームデータの３次元範囲内で、最適な探索条件により、１セットの収集範囲及び収集断面を探索する場合について説明した。しかし、収集断面は、あくまでも、ボリュームデータの仮想空間で探索された断面である。このため、操作者が実空間の収集断面を走査しようとしても、収集断面を走査できない場合や、実空間の収集断面を走査されても、Ｂモード画像データに骨等に起因する陰影が発生する場合がある。

かかる場合に対応するため、本実施形態は、以下に説明する第１変形例を行なっても良い。第１変形例では、算出部１６３は、３次元範囲内で移動した最適ラインと観察部位における血管の走行方向との角度が所定値以下となる位置を探索する。例えば、所定値は、「６０度」である。

そして、算出部１６３は、候補収集範囲及び候補走査断面の候補セットを複数求めて、複数の候補位置情報を算出する。ここで、制御部１８は、例えば、角度が小さい順に複数の候補位置情報の順位を決定する。図２０は、第１変形例を説明するための図である。

例えば、制御部１８は、図２０の（Ａ）に示すように、所定値「ＴＨθ＝６０度」である場合、「角度：４５度」の候補位置情報を第１候補とし、「角度：４８度」の候補位置情報を第２候補とし、「角度：５０度」の候補位置情報を第３候補とする。

そして、制御部１８は、複数の候補位置情報の中で所定順位の候補位置情報に基づくガイド画像データの変更要求を操作者から受け付けた場合、所定順位の次の順位の候補位置情報に基づくガイド画像データを表示させる。例えば、第１候補の収集断面で適切なＢモード画像が表示されなかった場合、操作者は、入力装置３が有する「Ｎｅｘｔ」ボタンを押下する。かかる場合、制御部１８は、第１候補の位置情報に基づくガイド画像データを表示させる。なお、制御部１８は、候補の順位が下がったことを通知するため、第２候補のガイド画像データに重畳されるマーカの色を、第１候補のガイド画像データに重畳されるマーカの色から変更させても良い。

ここで、制御部１８は、角度の値を用いる方法以外の方法で、順位付けを行なっても良い。例えば、制御部１８は、角度が最小となる候補位置情報を第１位とし、当該第１位の候補位置情報からの移動操作が少ない順に、残余の候補位置情報の順位を決定する。或いは、例えば、制御部１８は、現時点での超音波プローブ１の位置からの移動操作が少ない順に複数の候補位置情報の順位を決定する。

また、所定値を用いて１つの候補セットしか抽出されていない場合がある。かかる状態で、この候補セットの候補位置情報に基づくガイド画像データの変更要求を操作者から受け付けた場合、算出部１６３は、所定値を大きくした値以下となる候補セットの位置を再度探索する。例えば、図２０の（Ｂ）に示すように、「ＴＨθ＝６０度」であり、「角度：４５度」の第１候補しか探索されてない場合、算出部は、「ＴＨθ’＝６５度」に変更する。これにより、算出部１６３は、例えば、図２０の（Ｂ）に示すように、「角度：６１度」の位置情報が得られる候補収集範囲及び候補走査断面の候補セットを第２候補とする。そして、制御部１８は、「角度：６１度」の位置情報に基づくガイド画像データを表示させる。

なお、本実施形態は、所定値を用いて候補セットが探索されなかった場合に、所定値を大きくした値以下となる候補セットの位置を再度探索しても良い。或いは、本実施形態は、所定値を用いて候補セットが探索されなかった場合は、観察部位を走査可能な新たな３次元走査範囲の設定を要求する旨を操作者に通知しても良い。

また、上記の実施形態では、Ｘ線ＣＴボリュームデータやＭＲＩボリュームデータ等、血管領域を抽出可能な他種ボリュームデータを用いる場合について説明した。しかし、本実施形態は、超音波送受信により撮影され血流が存在する領域が抽出可能なボリュームデータが用いられる場合であっても良い。この第２変形例では、かかるボリュームデータは、カラーフローマッピング（ＣＦＭ：Color Flow Mapping）法で３次元走査して得られるカラードプラボリュームデータや、パワーボリュームデータが用いられる。

例えば、操作者は、図５の左図に示す３次元走査範囲を設定する際に、カラードプラモードで走査を行なう。例えば、制御部１８は、取得部１６１が位置センサ４から取得した超音波プローブ１の３次元位置情報から、複数断面それぞれの２次元反射波データを３次元反射波データに再構成し、ドプラ処理部１３に送信する。図２１は、第２変形例を説明するための図である。

これにより、画像生成部１４は、例えば、図２１に示すように、パワーボリュームデータ７００を生成する。抽出部１６２は、パワー値に応じた輝度値が割り当てられたボクセルを抽出することで、図２１に示すように、血流領域７１０を抽出する。血流領域７１０は、血管の走行方向を算出可能である。なお、第２変形例では、超音波プローブ１による走査断面の位置と、パワーボリュームデータ７００の位置との対応関係は、位置センサ４から取得される超音波プローブ１の３次元位置情報のみで取得することができる。

また、画像処理部１６が行なうナビゲーション処理は、Ｍモード撮影に適用可能である。例えば、Ｍモードは、走査線上の心臓弁や心筋の運動情報を得るために行なわれる。図２２は、第３変形例を説明するための図である。例えば、第３変形例は、図２２に示すように、Ｍモード用サンプリングラインを最適な位置及び角度で配置する場合に適用される。この第３変形例では、Ｍモード用サンプリングラインが最適な位置及び角度となる条件は、例えば、正常な心臓弁が移動する方向や、正常な心筋が移動する方向を、心臓ボリュームデータのＶＲ画像データ上で、操作者が指定することで設定可能である。

なお、上記の実施形態、第１変形例、第２変形例及び第３変形例において説明した各処理のうち、自動的に行なわれるものとして説明した処理の全部または一部を手動的に行なうこともでき、或いは、手動的に行なわれるものとして説明した処理の全部または一部を公知の方法で自動的に行なうこともできる。この他、上記文書中や図面中で示した処理手順、制御手順、具体的名称、各種のデータやパラメータを含む情報については、特記する場合を除いて任意に変更することができる。

また、上記の説明で図示した各装置の各構成要素は機能概念的なものであり、必ずしも物理的に図示の如く構成されていることを要しない。すなわち、各装置の分散・統合の具体的形態は図示のものに限られず、その全部または一部を、各種の負荷や使用状況等に応じて、任意の単位で機能的または物理的に分散・統合して構成することができる。さらに、各装置にて行なわれる各処理機能は、その全部または任意の一部が、ＣＰＵ及び当該ＣＰＵにて解析実行されるプログラムにて実現され、あるいは、ワイヤードロジックによるハードウェアとして実現され得る。

また、上記の実施形態、第１変形例、第２変形例及び第３変形例で説明した画像処理方法は、あらかじめ用意された画像処理プログラムをパーソナルコンピュータやワークステーション等のコンピュータで実行することによって実現することができる。このプログラムは、インターネット等のネットワークを介して配布することができる。また、このプログラムは、ハードディスク、フレキシブルディスク（ＦＤ）、ＣＤ−ＲＯＭ、ＭＯ、ＤＶＤ等のコンピュータで読み取り可能な記録媒体に記録され、コンピュータによって記録媒体から読み出されることによって実行することもできる。

以上、説明したとおり、実施形態、第１変形例、第２変形例及び第３変形例によれば、最適な血流速度情報を表示するため操作者が行なう操作を容易にすることができる。

本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、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は意図していない。これら実施形態は、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同様に、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ものである。

１６ 画像処理部
１６１ 取得部
１６２ 抽出部
１６３ 算出部
１６４ ガイド画像生成部

Claims (4)

1. 被検体に対して超音波走査を行って、前記被検体から反射波を受信する超音波プローブと、
   他の医用画像診断装置によって前記被検体が撮像されたボリュームデータにおいて、前記超音波プローブの走査断面に対応する対応断面の位置を特定する対応関係を取得する取得部と、
   前記対応関係に基づいて、少なくとも前記対応断面の断面像上の対応する位置に、前記走査断面における血流情報の収集範囲を示す位置マーカを表示させる制御部と、
   を備える、超音波診断装置。
2. 被検体に対して超音波走査を行って、前記被検体から反射波を受信する超音波プローブと、
   他の医用画像診断装置によって前記被検体が撮像されたボリュームデータにおいて、前記超音波プローブの走査断面に対応する対応断面の位置を特定する対応関係を取得する取得部と、
   前記対応関係に基づいて、少なくとも前記ボリュームデータに基づくボリュームレンダリング画像上の対応する位置に、前記走査断面における血流情報の収集範囲を示す位置マーカを表示させる制御部と、
   を備える、超音波診断装置。
3. 前記制御部は、前記対応関係に基づいて、少なくとも前記対応断面の断面像上の対応する位置に、前記血流情報の角度補正を行うための角度マーカを更に表示させる、
   請求項１又は２に記載の超音波診断装置。
4. 前記制御部は、前記対応関係に基づいて、少なくとも前記対応断面の断面像上の対応する位置に、前記走査断面の位置を示すマーカを更に表示させる、
   請求項１〜３のいずれか一つに記載の超音波診断装置。