JP5085170B2 - 超音波診断装置 - Google Patents

Description

この発明は、被検体内を流れる血流などの運動体の流速を計測する超音波診断装置に関する。

頚動脈や心臓の血流動態を計測するために、ドプラスキャンが可能な超音波診断装置が用いられる。ドプラスキャンは、超音波ドプラ法の原理に基づいて被検体内の血流の情報を得る技術である。

例えば頚動脈などの血管系を対象とした診断では、ＰＳ、ＥＤ、ＰＩ、ＲＩ、ＶＴＩなどが指標に用いられる。また、心臓を対象とした診断では、左心室への流入血流、左心室からの流出血流などのＥ、Ａ、Ｅ／Ａ、ＶＴＩなどが心機能評価の指標に用いられる。

このドプラ計測は、検査者の技量によって、計測値にばらつきが発生してしまう問題があった。また、超音波診断装置の操作が煩雑であった。そのため、ドプラ計測を自動的に行う試みがなされている。例えば、ドプラ波形の大きさの変化を表すトレース波形を作成し、そのトレース波形に基づいて上記指標の計測を行うことで、ドプラ計測を自動的に行う試みがなされている（例えば特許文献１）。

特開２００５−１８５７３１号公報

ドプラ計測の自動化にあたって、計測の安定性や信頼性が課題となっている。特に、心臓のドプラ波形には、血流を表す波形の他に、弁の開閉を表す波形が混在してしまう。そのため、ドプラ波形のトレース波形にも、血流の他に弁の開閉を表す波形が混在してしまい、トレース波形に基づいて上記指標の計測を自動的に行うことは困難であった。

この発明は上記の問題点を解決するものであり、心臓を診断対象として取得されたドプラ波形から血流を表す波形を検出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。

請求項１に記載の発明は、被検体の心臓を撮影対象として超音波を送信し、前記撮影対象からの反射波に基づいてドプラ波形を生成する画像生成手段と、前記ドプラ波形の大きさの変化を表すトレース波形を生成し、前記被検体のＥＣＧ信号を受けて前記ＥＣＧ信号からＲ波を検出し、前記Ｒ波が検出された時相から前記心臓の弁が開く時相と前記心臓の弁が閉じる時相を推定し、前記トレース波形の変極点の時相を求めて、前記変極点のうち２つの極小値を対象として、前記２つの極小値のうち時相が早い極小値の時相と前記心臓の弁が開く時相との間において、前記２つの極小値の時相間におけるトレース波形と連続する補間波形を生成し、前記２つの極小値のうち時相が遅い極小値の時相と前記心臓の弁が閉じる時相との間において、前記２つの極小値の時相間におけるトレース波形と連続する補間波形を生成し、前記２つの極小値の時相間におけるトレース波形と前記補間波形とから、前記心臓の弁が開く時相と前記心臓の弁が閉じる時相の間における血流の波形を生成する画像処理手段と、前記血流の波形に基づいて前記血流の測定を行う測定手段と、を有することを特徴とする超音波診断装置である。
また、請求項２に記載の発明は、被検体の心臓を撮影対象として超音波を送信し、前記撮影対象からの反射波に基づいてドプラ波形を生成する画像生成手段と、前記ドプラ波形の大きさの変化を表すトレース波形を生成し、前記トレース波形における変極点に対応する時相を検出し、前記トレース波形へ前記変極点に対応する時相を基準とした補間処理を施して、補間されたトレース波形を生成する画像処理手段と、前記血流の波形に基づいて前記血流の測定を行う計測手段と、前記画像処理手段は、前記トレース波形の変極点の時相を求め、前記変極点のうち２つの極小値の時相を含む２つの極大値の時相間を対象として、時相が最も近い極小値の時相と極大値の時相との間において、前記２つの極小値の時相間におけるトレース波形と連続する補間波形を生成し、前記２つの極小値の時相間におけるトレース波形と前記補間波形とから、前記２つの極大値の時相間における血流の波形を生成すること、を特徴とする超音波診断装置である。

この発明によると、ドプラ波形の大きさの変化を表すトレース波形から心臓の弁が開く時相における波形と心臓の弁が閉じる時相における波形を避けることで、心臓の弁の開閉を表す波形を除去して、所望の時相間における血流を表す波形を得ることが可能となる。

また、この発明によると、ＥＣＧ信号のＲ波から弁が開く時相と弁が閉じる時相を推定し、それらの時相とトレース波形の極小値の時相との間において、極小値間のトレース波形と連続する補間波形を生成することで、弁の開閉を表す波形を除去して血流を表す波形を得ることが可能となる。

また、この発明によると、トレース波形の極大値の時相と極小値の時相との間において、極小値間のトレース波形と連続する補間波形を生成することで、弁の開閉を表す波形を除去して血流を表す波形を得ることが可能となる。

（構成）
この発明の実施形態に係る超音波診断装置の構成について、図１を参照して説明する。図１は、この発明の実施形態に係る超音波診断装置の概略構成を示すブロック図である。

この実施形態に係る超音波診断装置は、画像データ生成部１０、制御部１５、ユーザインターフェース（ＵＩ）１６、画像処理部２０、診断統計データ記憶部３０、及び計測部４０を備えて構成されている。また、制御部１５、ユーザインターフェース（ＵＩ）１６、画像処理部２０、診断統計データ記憶部３０、及び計測部４０によって、ドプラ計測装置を構成している。この発明のシステムは、ドプラ計測装置のみで構成しても良く、画像データ生成部１０を加えることで、超音波診断装置としても良い。

［画像データ生成部１０］
画像データ生成部１０は、被検体に対して超音波を送信し、被検体からの反射波に基づいてドプラ波形を生成する。画像データ生成部１０にて生成されたドプラ波形は表示部１７に出力され、表示部１７にそのドプラ波形が表示される。この実施形態では、心臓を撮影対象とし、収縮期において左心室から流出する血流のドプラ波形と、拡張期において左心室へ流入する血流のドプラ波形を生成する場合について説明する。

超音波プローブ１１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。２次元アレイプローブを用いることで３次元領域に対して超音波を送受信することができ、３次元領域のボリュームデータを取得することができる。また、超音波プローブ１１には、複数の超音波振動子が走査方向に１列に配列された１次元アレイプローブであって、走査方向に直交する方向（揺動方向）に超音波振動子を機械的に揺動させることで３次元領域の走査が可能な１次元アレイプローブを用いても良い。

送受信部１２は送信部と受信部を備えている。送信部は、超音波プローブ１１の各超音波振動子に接続され、超音波の送信時に遅延を掛けて送信ビームフォーカスを実施し、各超音波振動子に電気信号を供給して所定の焦点にビームフォーム（送信ビームフォーム）した超音波を走査させる。受信部は、超音波プローブ１１の各超音波振動子に接続され、各超音波振動子が受波したエコー信号を増幅し、Ａ／Ｄ変換した後、受信指向性を決定するために必要な遅延時間を与えて加算する。その加算により、受信指向性に応じた方向からの反射波が強調される。

信号処理部１３は、ドプラモード処理部、Ｂモード処理部、及びＣＦＭ処理部を備えている。送受信部１２から出力されたデータは、いずれかの処理部にて所定の処理が施される。

ドプラモード処理部は、連続波ドプラ法（ＣＷドプラ法）又はパルスドプラ法（ＰＷドプラ法）により血流情報を生成する。例えばパルスドプラ法によると、パルス波を用いているため、ある特定の深度のドプラ偏移周波数成分を検出することができる。このように距離分解能を有するため、特定部位の組織や血流の速度計測が可能となっている。ドプラモード処理部は、送受信部１２から送られる信号に対して、所定の大きさを有する観測点内における受信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し、さらにＦＦＴ処理を施して、所定の大きさを有する観測点内の血流速度を表すドプラ周波数分布を生成する。また、連続波ドプラ法によると、血流観測点で得られる主要なドプラ偏移周波数成分に加えて、超音波の送受信方向全てのドプラ偏移周波数成分が重畳される。連続波ドプラ法は高速血流計測に優れている。ドプラモード処理部は、送受信部１２から送られる信号に対して、血流観測のサンプルライン上における受信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し、さらにＦＦＴ処理を施して、サンプルライン上の血流速度を表すドプラ周波数成分を生成する。

また、Ｂモード処理部は、送受信部１２から出力された信号に対してバンドパスフィルタ処理を行い、その後、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ことで、エコーの振幅情報の映像化を行う。ＣＦＭ処理部は、動いている血流情報の映像化を行い、カラー超音波ラスタデータを生成する。血流情報には、速度、分散、パワーなどの情報があり、血流情報は２値化情報として得られる。

ドプラ波形生成部１４は、信号処理部１３のドプラモード処理部から出力された信号処理後のデータに基づいて血流速度情報（ドプラ波形）を生成する。例えば、ドプラ波形生成部１４は、血流速度の時間変化を表すグラフを生成する。このドプラ波形は、横軸が時間で縦軸が血流速度を表すグラフとなっている。

ドプラ波形生成部１４にて生成されたドプラ波形は表示部１７に出力される。表示部１７は、制御部１５の制御の下、ドプラ波形を表示する。

また、画像データ生成部１０は、Ｂモード処理部にて処理された後のデータに基づいて、被検体の組織形状を表すＢモード断層像データや３次元Ｂモード画像データを生成しても良い。また、画像データ生成部１０は、ＣＦＭ処理部にて処理された後のデータに基づいて、カラードプラ画像データを生成しても良い。画像データ生成部１０にて生成されたＢモード断層像データなどの画像データは表示部１７に出力される。これにより、表示部１７には、断層像や３次元画像などが表示される。

［画像処理部２０］
ドプラ波形生成部１４にて生成されたドプラ波形は、画像処理部２０に出力される。画像処理部２０はドプラ波形生成部１４からドプラ波形を受けると、そのドプラ波形の大きさの変化を表すトレース波形を生成する。そして、画像処理部２０は、心臓の収縮期又は拡張期を特定し、トレース波形から弁が開く時相における波形と弁が閉じる時相における波形を避けて、収縮期又は拡張期における血流の波形を求める。そして、計測部４０は、弁の開閉を表す波形が除去された波形（血流の波形）に基づいて各種の計測を行う。

画像処理部２０は、トレース波形生成部２１、微分処理部２２、第１の弁時相推定部２３、補間処理部２４、Ｒ波検出部２５、第２の弁時相推定部２６、及び弁時相検出部２７を備えて構成されている。また、画像処理部２０には、診断統計データ記憶部３０が接続されている。

画像処理部２０は、（１）心臓の弁が開く時相と弁が閉じる時相を特定する。さらに、画像処理部２０は、（２）弁の開閉を表す波形が含まれるトレース波形から、弁が開く時相における波形と弁が閉じる時相における波形を避けて、収縮期又は拡張期における血流の波形を求める。ここでは、心臓の収縮期（血流が流出する期間）を測定区間として、収縮期を対象とした処理について説明する。

まず、（１）弁の開閉が起こる時相の特定方法について説明する。弁の開閉が発生する時相の特定方法として、（ｉ）ＥＣＧ信号を用いる方法、（ii）トレース波形を用いる方法、（iii）心音波形を用いる方法がある。この実施形態では、いずれかの方法によって弁の開閉が起こる時相を特定すれば良い。

まず、（ｉ）ＥＣＧ信号を用いる方法について図２を参照して説明する。図２は、ドプラ波形、トレース波形、及びＥＣＧ信号を示す図である。

図２に示すように、超音波診断装置の外部に設置された心電計によって被検体のＥＣＧ信号を取得し、そのＥＣＧ信号を画像処理部２０に出力する。ＥＣＧ信号はドプラ波形と同期して取得する。Ｒ波検出部２５は、外部からＥＣＧ信号を受けると、ＥＣＧ信号からＲ波を検出し、そのＲ波が検出された時相を特定する。Ｒ波検出部２５は、Ｒ波が検出された時相を第２の弁時相推定部２６に出力する。なお、診断状況による信号の変動を抑えるため、例えば時相を３心拍の平均周期で正規化し、Ｒ波検出部２５は、正規化された時相に基づいてＲ波の時相を特定しても良い。

第２の弁時相推定部２６は、Ｒ波が検出された時相と統計データとに基づいて弁が開く時相Ｓ１と、弁が閉じる時相Ｓ２を推定する。その統計データは、被検者の年齢、性別、身長、体重、既往歴などの患者情報と、診断の対象を表す診断対象情報と、Ｒ波から時相Ｓ１又は時相Ｓ２までに要する時間とが関連付けられたデータである。この統計データは、予め作成されて診断統計データ記憶部３０に記憶させておく。第２の弁時相推定部２６は、Ｒ波が検出された時相と、その統計データが示す時間とに基づいて、時相Ｓ１、Ｓ２を推定する。

次に、（ii）トレース波形を用いる方法について図３を参照して説明する。図３は、トレース波形の一部を示す図である。図３において、横軸が時間を表し、縦軸が速度を表している。トレース波形生成部２１は、画像データ生成部１０からドプラ波形を受けると、そのドプラ波形の大きさの変化を表すトレース波形を生成する。例えば、トレース波形生成部２１は、ドプラ波形の包絡線からなるトレース波形を生成する。図３に示すトレース波形５０が、トレース波形生成部２１によって生成された波形の一部を表している。なお、診断状況による信号の変動を抑えるため、例えば時相を３心拍の平均周期で正規化し、トレース波形生成部２１は、正規化された時相に対するトレース波形を生成しても良い。

微分処理部２２は、トレース波形生成部２１からトレース波形を受けると、そのトレース波形に対して１回又は２回微分を行って、１次微分波形、又は２次微分波形を生成する。

第１の弁時相推定部２３は、１次微分波形又は２次微分波形を受けると、微分波形に基づいてトレース波形の変極点の時相を特定する。例えば、第１の弁時相推定部２３は、２次微分波形と予め設定された閾値とに基づいて、収縮期（血流が流出する期間）におけるトレース波形の極小値の時相を求める。このとき、第１の弁時相推定部２３は、心臓の収縮期の範囲（Ｒ波から所定の時間の範囲）に含まれるトレース波形を対象として、極小値の時相を求める。この極小値が、図３に示す内部変極点Ａ１、Ａ２に相当する。内部変極点Ａ１と内部変極点Ａ２とでは、内部変極点Ａ１の方が内部変極点Ａ２よりも時相が早い。さらに、第１の弁時相推定部２３は、２次微分波形に基づいて、トレース波形の極大値の時相を求める。このとき、第１の弁時相推定部２３は、心臓の収縮期の範囲（Ｒ波から所定の時相の範囲）に含まれるトレースの波形を対象として、極大値の時相を求める。この極大値が、図３に示す外部変極点Ｓ１、Ｓ２に相当する。外部変極点Ｓ１と外部変極点Ｓ２とでは、外部変極点Ｓ１の方が外部変極点Ｓ２よりも時相が早い。そして、第１の弁時相推定部２３は、外部変極点Ｓ１を弁が開く時相Ｓ１と推定し、外部変極点Ｓ２を弁が閉じる時相Ｓ２と推定する。なお、第１の弁時相推定部２３は、最新の時相における収縮期のトレース波形を対象として、極小値又は極大値を求める。

次に、（iii）心音波形を用いる方法について説明する。超音波診断装置の外部に設置された心音測定器によって被検体の心音波形を取得し、その心音波形を画像処理部２０に出力する。心音波形はドプラ波形と同期して取得する。弁時相検出部２７は、外部から心音波形を受けると、心音波形から弁が開く時相Ｓ１と弁が閉じる時相Ｓ２を検出する。このように、心音波形から直接、時相Ｓ１、Ｓ２を検出しても良い。

上記（ｉ）〜（iii）の方法によって特定された時相Ｓ１と時相Ｓ２の間の区間が、血流の測定区間（収縮期）となる。この測定区間のトレース波形には、弁の開閉を表す波形が含まれているため、画像処理部２０は、トレース波形から弁が開く時相における波形と弁が閉じる時相における波形を避けて、収縮期における血流の波形を求める。

（２）トレース波形から弁が開く時相における波形と弁が閉じる時相における波形を避けて、収縮期における血流の波形を求める処理について説明する。補間処理部２４は、微分処理部２２によって求められた内部変極点Ａ１、Ａ２の時相から時相Ｓ１、Ｓ２までの間において、内部変極点Ａ１と内部変極点Ａ２との間のトレース波形と連続する補間波形を生成する。例えば、補間処理部２４は、内部変極点Ａ１、Ａ２のうち、時相が早い内部変極点Ａ１と心臓の弁が開く時相Ｓ１との間において、内部変極点Ａ１と内部変極点Ａ２との間のトレース波形と連続する補間波形を生成し、時相が遅い内部変極点Ａ２と心臓の弁が閉じる時相Ｓ２との間において、内部変極点Ａ１と内部変極点Ａ２との間のトレース波形と連続する補間波形を生成する。図３に示す例では、補間処理部２４は、内部変極点Ａ１の時相から弁が開く時相Ｓ１までの間において、内部変極点Ａ１と内部変極点Ａ２との間のトレース波形と連続する補間波形を生成する。また、補間処理部２４は、内部変極点Ａ２の時相から弁が閉じる時相Ｓ２までの間において、内部変極点Ａ１と内部変極点Ａ２の間のトレース波形と連続する補間波形を生成する。内部変極点Ａ１と時相Ｓ１との間の波形５１は、弁の影響を受けた波形である。同様に、内部変極点Ａ２と時相Ｓ２との間の波形５２は、弁の影響を受けた波形である。このように、波形５１、５２は弁の影響を受けた波形であるため、補間処理部２４は、内部変極点Ａ１と時相Ｓ１の間の補間波形を生成し、内部変極点Ａ２と時相Ｓ２の間の補間波形を生成することで、弁の影響を除去した血流を表す波形を生成する。

例えば、被検体のＥＣＧ信号からＲ波を検出し、そのＲ波が検出された時相から時相Ｓ１、Ｓ２を推定した場合、補間処理部２４は、内部変極点Ａ１、Ａ２のうち時相が早い内部変極点Ａ１とＲ波に基づいて推定された時相Ｓ１との間において、内部変極点Ａ１と内部変極点Ａ２との間のトレース波形と連続する補間波形を生成する。また、補間処理部２４は、内部変極点Ａ１、Ａ２のうち時相が遅い内部変極点Ａ２とＲ波に基づいて推定された時相Ｓ２との間において、内部変極点Ａ１と内部変極点Ａ２との間のトレース波形と連続する補間波形を生成する。

また、トレース波形の変極点（極大値）の時相から時相Ｓ１、Ｓ２を推定した場合、補間処理部２４は、変極点のうち２つの内部変極点Ａ１、Ａ２（極小値）の時相を含む２つの外部変極点Ｓ１、Ｓ２（極大値）の時相間を対象として、時相が最も近い極小値の時相と極大値の時相との間において、内部変極点Ａ１と内部変極点Ａ２との間のトレース波形と連続する補間波形を生成する。すなわち、補間処理部２４は、内部変極点Ａ１（極小値）の時相と時相Ｓ１（極大値）との間において、内部変極点Ａ１と内部変極点Ａ２との間のトレース波形と連続する補間波形を生成し、内部変極点Ａ２（極小値）の時相と時相Ｓ２（極大値）との間において、内部変極点Ａ１と内部変極点Ａ２との間のトレース波形と連続する補間波形を生成する。

補間方法として、例えば、補間処理部２４は、時相Ｓ１における速度の値を「０」とし、内部変極点Ａ１における速度の値から、時相Ｓ１における速度の値「０」まで線形補間を行う。同様に、補間処理部２４は、時相Ｓ２における速度の値を「０」とし、内部変極点Ａ２における速度の値から、時相Ｓ２における速度の値「０」まで線形補間を行う。これにより、内部変極点Ａ１と内部変極点Ａ２との間のトレース波形と、内部変極点Ａ１と時相Ｓ１との間の線形補間によって得られた補間波形と、内部変極点Ａ２と時相Ｓ２との間の線形補間によって得られた補間波形とが、時相Ｓ１と時相Ｓ２との間（収縮期）の血流を表す波形となる。

補間処理部２４は、内部変極点Ａ１と内部変極点Ａ２との間のトレース波形に補間によって得られた補間波形を外挿し、制御部１５は、その波形を表示部１７に表示させる。例えば、制御部１５は、内部変極点Ａ１と内部変極点Ａ２との間のトレース波形と、補間波形とを区別して表示部１７に表示させる。例えば、制御部１５は、内部変極点Ａ１と内部変極点Ａ２との間のトレース波形を強調して表示部１７に表示させ、補間波形を破線で表示部１７に表示させる。具体的には、制御部１５は、内部変極点Ａ１と内部変極点Ａ２との間のトレース波形を着色したり、線を太くしたりすることで、トレース波形を強調して表示部１７に表示させる。

そして、計測部４０は、内部変極点Ａ１と内部変極点Ａ２との間のトレース波形に補間波形が外挿された波形に基づいて、各種の測定を行う。これにより、弁の影響を除去して、収縮期における血流の測定が可能となる。

また、補間処理部２４は、弁の開閉を表す波形が混在していない理想的なトレース波形（血流を表すトレース波形）に基づいて、内部変極点Ａ１から時相Ｓ１までの補間波形、及び、内部変極点Ａ２から時相Ｓ２までの補間波形を推定しても良い。例えば、補間処理部２４は、理想的なトレース波形から得られる統計データ（ＡＲモデルの係数列など）を用いて、内部変極点Ａ１から時相Ｓ１までの補間波形を線形予測し、内部変極点Ａ２から時相Ｓ２までの補間波形を線形予測する。

例えば図３に示すように、補間処理部２４は、内部変極点Ａ１と時相Ｓ１との間の補間波形５３を上記統計データに基づいて推定する。同様に、補間処理部２４は、内部変極点Ａ２と時相Ｓ２との間の補間波形５４を上記統計データに基づいて推定する。これにより、内部変極点Ａ１と内部変極点Ａ２との間のトレース波形５０と、補間波形５３、５４とが、時相Ｓ１と時相Ｓ２との間（収縮期）の血流を表す波形となる。

補間処理部２４は、内部変極点Ａ１と内部変極点Ａ２との間のトレース波形５０に、補間波形５３、５４を外挿し、制御部１５は、トレース波形５０に補間波形５３、５４が外挿された波形を表示部１７に表示させる。例えば、制御部１５は、内部変極点Ａ１と内部変極点Ａ２との間のトレース波形５０と、補間波形５３、５４とを区別して表示部１７に表示させる。例えば、制御部１５は、内部変極点Ａ１と内部変極点Ａ２の間のトレース波形５０を強調して表示部１７に表示させ、補間波形５３、５４を破線で表示部１７に表示させる。具体的には、制御部１５は、トレース波形５０を着色したり、線を太くしたりすることで、トレース波形５０を強調して表示部１７に表示させる。

そして、計測部４０は、トレース波形５０に補間波形５３、５４が外挿された波形に基づいて、各種の計測を行う。これにより、弁の影響を除去して、収縮期における血流の計測が可能となる。

（手動で測定区間を指定する場合）
上述した実施形態では、弁が開く時相Ｓ１と弁が閉じる時相Ｓ２を自動的に検出又は推定した。すなわち、測定区間（時相Ｓ１と時相Ｓ２の間の区間）を自動的に検出又は推定した。この測定区間を操作者が指定するようにしても良い。なお、内部変極点Ａ１、Ａ２の時相は、上述したように、トレース波形生成部２１、微分処理部２２、及び第１の弁時相推定部２３によって求める。

手動で測定区間を指定する場合について図４を参照して説明する。図４は、トレース波形の一部を示す図である。図４において、横軸が時間を表し、縦軸が速度を表している。例えば、制御部１５の制御の下、表示部１７にトレース波形を表示させる。操作者は表示部１７に表示されているトレース波形を参照し、操作部１８を用いて、そのトレース波形に対して、測定区間の開始時相と、測定区間の終了時相を指定する。

例えば図４に示すように、制御部１５は、測定区間の開始時相を指定するためのカーソルＴ１（第１カーソル）と、測定区間の終了時相を指定するためのカーソルＴ２（第２カーソル）をトレース波形に重ねて表示部１７に表示させる。カーソルＴ１とカーソルＴ２は、トレース波形上で移動可能となっている。そして、操作者は操作部１８を用いて、トレース波形上でカーソルＴ１、Ｔ２を移動させて、所望の時相を指定する。カーソルＴ１によって指定された時相が測定区間の開始時相として設定され、カーソルＴ２によって指定された時相が測定区間の終了時相として設定される。

カーソルＴ１、Ｔ２によって指定された時相は、ユーザインターフェース１６から補間処理部２４に出力される。そして、補間処理部２４は、内部変極点Ａ１とカーソルＴ１によって指定された時相との間において、内部変極点Ａ１と内部変極点Ａ２との間のトレース波形と連続する補間波形を生成し、内部変極点Ａ２とカーソルＴ２によって指定された時相との間において、内部変極点Ａ１と内部変極点Ａ２との間のトレース波形と連続する補間波形を生成する。

補間処理部２４による補間処理について図５を参照して説明する。図５は、補間処理を説明するためのトレース波形の図である。図５において、横軸が時間を表し、縦軸が速度を表している。

例えば図５（ａ）に示すように、操作者が操作部１８を用いてトレース波形の極小値をカーソルＴ１にて指定した場合、補間処理部２４は、カーソルＴ１によって指定された時相における速度の値を「０」とし、第１の弁時相算出部２３によって求められた内部変極点Ａ１における速度の値から、カーソルＴ１によって指定された時相における速度の値「０」まで線形補間を行う。図５（ａ）中の補間波形６１が、この線形補間によって得られた波形である。同様に、操作者が操作部１８を用いてトレース波形の極小値をカーソルＴ２にて指定した場合、補間処理部２４は、カーソルＴ２によって指定された時相における速度の値を「０」とし、第１の弁時相算出部２３によって求められた内部変極点Ａ２における速度の値から、カーソルＴ２によって指定された時相における速度の値「０」まで線形補間を行う。図５（ａ）中の補間波形６２が、この線形補間よって得られた波形である。これにより、内部変極点Ａ１と内部変極点Ａ２との間のトレース波形６０と、補間波形６１、６２とが、カーソルＴ１とカーソルＴ２によって指定された区間の血流を表す波形となる。

カーソルＴ１にて指定された時相と内部変極点Ａ１との間の波形は、弁の影響を受けた波形である。同様に、内部変極点Ａ２とカーソルＴ２にて指定された時相との間の波形は、弁の影響を受けた波形である。そのため、補間処理部２４が、内部変極点Ａ１とカーソルＴ１にて指定された時相との間において、内部変極点Ａ１と内部変極点Ａ２との間のトレース波形と連続する補間波形を生成し、内部変極点Ａ２とカーソルＴ２にて指定された時相との間において、内部変極点Ａ１と内部変極点Ａ２との間のトレース波形と連続する補間波形を生成することで、弁の影響を除去した血流を表す波形を生成する。

補間処理部２４は、内部変極点Ａ１と内部変極点Ａ２の間のトレース波形６０に、補間波形６１、６２を外挿し、制御部１５は、トレース波形６０に補間波形６１、６２が外挿された波形を表示部１７に表示させる。例えば、制御部１５は、内部変極点Ａ１と内部変極点Ａ２との間のトレース波形６０と、補間波形６１、６２とを区別して表示部１７に表示させる。例えば、制御部１５は、内部変極点Ａ１と内部変極点Ａ２の間のトレース波形６０を強調して表示部１７に表示させ、補間波形６１、６２を破線で表示部１７に表示させる。

そして、計測部４０は、トレース波形６０に補間波形６１、６２が外挿された波形に基づいて、各種の計測を行う。これにより、弁の影響を除去して、収縮期における血流の計測が可能となる。

また、図５（ｂ）に示すように、操作者が操作部１８を用いて、カーソルＴ１にて弁が開く時相Ｓ１を指定し、カーソルＴ２にて弁が閉じる時相Ｓ２を指定しても良い。補間処理部２４は、カーソルＴ１によって指定された時相Ｓ１における速度の値を「０」とし、第１の弁時相算出部２３によって求められた内部変極点Ａ１における速度の値から、カーソルＴ１によって指定された時相Ｓ１における速度の値「０」まで線形補間を行う。図５（ｂ）中の補間波形６３が、この線形補間によって得られた波形である。同様に、補間処理部２４は、カーソルＴ２によって指定された時相Ｓ２における速度の値を「０」とし、第１の弁時相算出部２３によって求められた内部変極点Ａ２における速度の値から、カーソルＴ２によって指定された時相Ｓ２における速度の値「０」まで線形補間を行う。図５（ｂ）中の補間波形６４が、この線形補間によって得られた波形である。これにより、内部変極点Ａ１と内部変極点Ａ２との間のトレース波形６０と、補間波形６３、６４とが、カーソルＴ１とカーソルＴ２によって指定された区間の血流を表す波形となる。

補間処理部２４は、内部変極点Ａ１と内部変極点Ａ２の間のトレース波形６０に、補間波形６３、６４を外挿し、制御部１５は、トレース波形６０に補間波形６３、６４が外挿された波形を表示部１７に表示させる。例えば、制御部１５は、内部変極点Ａ１と内部変極点Ａ２との間のトレース波形６０と、補間波形６３、６４とを区別して表示部１７に表示させる。例えば、制御部１５は、内部変極点Ａ１と内部変極点Ａ２の間のトレース波形６０を強調して表示部１７に表示させ、補間波形６３、６４を破線で表示部１７に表示させる。

そして、計測部４０は、トレース波形６０に補間波形６３、６４が外挿された波形に基づいて、各種の計測を行う。これにより、弁の影響を除去して、収縮期における血流の計測が可能となる。

また、図５（ｃ）に示すように、操作者が操作部１８を用いて、カーソルＴ１にて弁が開く時相Ｓ１を指定し、カーソルＴ２にて弁が閉じる時相Ｓ２を指定した場合に、統計データに基づいて、カーソルＴ１によって指定された時相Ｓ１と内部変極点Ａ１との間の補間波形と、カーソルＴ２によって指定された時相Ｓ２と内部変極点Ａ２との間の補間波形を求めても良い。

上述したように、補間処理部２４は、弁の開閉を表す波形が混在していない理想的なトレース波形（血流を表すトレース波形）から得られる統計データ（ＡＲモデルの係数列など）に基づいて、内部変極点Ａ１からカーソルＴ１によって指定された時相Ｓ１までの補間波形、及び、内部変極点Ａ２からカーソルＴ２によって指定された時相Ｓ２までの補間波形を推定する。

例えば図５（ｃ）に示すように、補間処理部２４は、内部変極点Ａ１とカーソルＴ１によって指定された時相Ｓ１との間の補間波形６５を上記統計データに基づいて推定する。同様に、補間処理部２４は、内部変極点Ａ２とカーソルＴ２によって指定された時相Ｓ２との間の補間波形６６を上記統計データに基づいて推定する。これにより、内部変極点Ａ１と内部変極点Ａ２との間のトレース波形６０と、補間波形６５、６６とが、時相Ｓ１と時相Ｓ２との間（収縮期）の血流を表す波形となる。

補間処理部２４は、内部変極点Ａ１と内部変極点Ａ２の間のトレース波形６０に、補間波形６５、６６を外挿し、制御部１５は、トレース波形６０に補間波形６５、６６が外挿された波形を表示部１７に表示させる。例えば、制御部１５は、内部変極点Ａ１と内部変極点Ａ２との間のトレース波形６０と、補間波形６５、６６とを区別して表示部１７に表示させる。例えば、制御部１５は、内部変極点Ａ１と内部変極点Ａ２の間のトレース波形６０を強調して表示部１７に表示させ、補間波形６５、６６を破線で表示部１７に表示させる。

そして、計測部４０は、トレース波形６０に補間波形６５、６６が外挿された波形に基づいて、各種の計測を行う。これにより、弁の影響を除去して、収縮期における血流の計測が可能となる。

（カーソル位置の補正）
また、操作者が意図しない位置にカーソルＴ１、Ｔ２を設定するおそれがあるため、操作者が設定したカーソルＴ１、Ｔ２の位置を補正しても良い。補間処理部２４は、予め設定された基準に基づいてカーソルＴ１、Ｔ２の誤設定を判断し、所定の時相にカーソルＴ１、Ｔ２を自動的に設定する。

例えば、カーソルＴ１によって指定された時相と、カーソルＴ２よって指定された時相とが時間的に反転している場合は、補間処理部２４は、時間的に古い時相を指定するカーソルをカーソルＴ１とし、新しい時相を指定するカーソルをカーソルＴ２して、上述した補間処理を行う。具体的には、補間処理部２４は、カーソルＴ１によって指定された時相とカーソルＴ２によって指定された時相をユーザインターフェース１６から受けると、各カーソルによって指定された時相を比べて、時間的に古い時相を指定するカーソルをカーソルＴ１として、上述した補間処理を行う。

また、カーソルＴ１、Ｔ２が収縮期の内側の区間に設定された場合、補間処理部２４は、予め設定された時相を測定区間の開始時相と終了時相として、上述した補間処理を行う。具体的には、カーソルＴ１によって内部変極点Ａ１よりも予め設定された所定時間以上経過した時相（遅い時相）が指定された場合、補間処理部２４は、予め設定された時相を測定区間の開始時相とする。例えば、補間処理部２４は、弁が開く時相Ｓ１（Ｒ波に基づいて推定された時相、心音波形により決定された時相、又は極大値の時相）を測定区間の開始時相として、内部変極点Ａ１の時相と時相Ｓ１との間において、内部変極点Ａ１と内部変極点Ａ２との間のトレース波形と連続する補間波形を生成する。また、カーソルＴ２によって内部変極点Ａ２から予め設定された所定時間以上前の時相（早い時相）が指定された場合、補間処理部２４は、予め設定された時相を測定区間の終了時相とする。例えば、補間処理部２４は、弁が閉じる時相Ｓ２（Ｒ波に基づいて推定された時相、心音波形により決定された時相、又は極大値の時相）を測定区間の終了時相として、内部変極点Ａ２の時相と時相Ｓ２との間において、内部変極点Ａ１と内部変極点Ａ２との間のトレース波形と連続する補間波形を生成する。

また、カーソルＴ１によって指定された時相が、収縮期より所定時間以上前の時点である場合、補間処理部２４は、予め設定された時相を測定区間の開始時相として、上述した補間処理を行う。具体的には、カーソルＴ１によって内部変極点Ａ１より予め設定された所定時間以上前の時相（早い時相）が指定された場合、補間処理部２４は、予め設定された時相を測定区間の開始時相とする。例えば、補間処理部２４は、弁が開く時相Ｓ１（Ｒ波に基づいて推定された時相、心音波形により決定された時相、又は極大値の時相）を測定区間の開始時相として、内部変極点Ａ１の時相と時相Ｓ１との間において、内部変極点Ａ１と内部変極点Ａ２との間のトレース波形と連続する補間波形を生成する。なお、補間処理部２４は、カーソルＴ２によって指定された時相と内部変極点Ａ２の時相との間において、内部変極点Ａ１と内部変極点Ａ２との間のトレース波形と連続する補間波形を生成する。

また、カーソルＴ２によって指定された時相が、収縮期より所定時間以上経過した時点である場合、補間処理部２４は、予め設定された時相を測定区間の終了時相として、上述した補間処理を行う。具体的には、カーソルＴ２によって内部変極点Ａ２より予め設定された所定時間以上経過した時相（遅い時相）が指定された場合、補間処理部２４は、予め設定された時相を測定区間の終了時相とする。例えば、補間処理部２４は、弁が閉じる時相Ｓ２（Ｒ波に基づいて推定された時相、心音波形により決定された時相、又は極大値の時相）を測定区間の終了時相として、内部変極点Ａ２の時相と時相Ｓ２との間において、内部変極点Ａ１と内部変極点Ａ２との間のトレース波形と連続する補間波形を生成する。
なお、補間処理部２４は、カーソルＴ１によって指定された時相と内部変極点Ａ１の時相との間において、内部変極点Ａ１と内部変極点Ａ２との間のトレース波形と連続する補間波形を生成する。

また、カーソルＴ１によって指定された時相が、収縮期の波形が欠落している時相である場合、補間処理部２４は、１心拍前の収縮期に含まれる所定時相を測定区間の開始時相として、上述した補間処理を行う。例えば、補間処理部２４は、１心拍前の収縮期における時相Ｓ１を測定区間の開始時相として、上述した補間処理を行う。

以上のように、操作者によってカーソルＴ１、Ｔ２が誤設定された場合であっても、補間処理部２４によって測定区間が適切に設定されて、弁の影響を除去して、収縮期における血流を表す波形を生成することが可能となる。

上述した実施形態は、収縮期を対象とした処理について説明した。心臓の拡張期においても同様の処理によって弁の開閉を表す波形を除去することができる。拡張期におけるトレース波形を図６に示す。図６は、拡張期におけるトレース波形を示す図である。図６において、横軸は時間を表し、縦軸は速度を表している。

上述した収縮期に対する処理と同様に、第１の弁時相推定部２３によって、内部変極点Ａ１、Ａ２の時相を推定する。例えば、操作者が操作部１８を用いて、カーソルＴ１、Ｔ２によって拡張期の測定区間を指定する。具体的には、操作者が操作部１８を用いて、測定区間の開始時相をカーソルＴ１にて指定し、終了時相をカーソルＴ２にて指定する。補間処理部２４は、上述した収縮期に対する処理と同様に、内部変極点Ａ１の時相とカーソルＴ１によって指定された時相の間において、内部変極点Ａ１と内部変極点Ａ２との間のトレース波形と連続する補間波形を生成し、内部変極点Ａ２の時相とカーソルＴ２によって指定された時相の間において、内部変極点Ａ１と内部変極点Ａ２との間のトレース波形と連続する補間波形を生成する。

そして、補間処理部２４は、内部変極点Ａ１と内部変極点Ａ２の間のトレース波形７０に、補間処理によって得られた補間波形を外挿する。制御部１５は、トレース波形７０に補間波形が外挿された波形を表示部１７に表示させる。このとき、制御部１５は、トレース波形７０と補間波形とを区別して表示部１７に表示させる。具体的には、制御部１５は、トレース波形７０を着色したり、線を太くしたりして強調して表示部１７に表示させる。また、制御部１５は、補間波形を破線にして表示部１７に表示させる。

そして、計測部４０は、トレース波形７０に補間波形が外挿された波形に基づいて、各種の計測を行う。これにより、弁の影響を除去して、拡張期における血流の計測が可能となる。

なお、拡張期においては、ドプラ波形のＥ波とＡ波における速度が心機能評価の指標に用いられる。例えば、計測部４０は、内部変極点Ａ１から予め設定された所定時間経過後の時相をＥ波の時相として、そのＥ波における速度を求める。また、計測部４０は、内部変極点Ａ２から予め設定された所定時間前の時相をＡ波の時相として、そのＡ波における速度を求める。

ユーザインターフェース（ＵＩ）１６は表示部１７と操作部１８を備えて構成されている。表示部１７は、ＣＲＴや液晶ディスプレイなどのモニタで構成されており、画面上に断層像、３次元画像又はドプラ波形などが表示される。操作部１８は、キーボード、マウス、トラックボール、又はＴＣＳ（Ｔｏｕｃｈ Ｃｏｍｍａｎｄ Ｓｃｒｅｅｎ）などで構成されており、操作者の操作によって各種の指示が与えられる。

制御部１５は、画像データ生成部１０、ユーザインターフェース１６、画像処理部２０及び計測部４０に接続され、各部の動作を制御する。

また、制御部１５は、ＣＰＵと、ＲＯＭ、ＲＡＭなどの記憶装置を備えて構成されている。その記憶装置には、制御プログラムが記憶されている。ＣＰＵが記憶装置に記憶されている制御プログラムを実行することで、各部の動作を制御する。

また、画像処理部２０は、ＣＰＵと、ＲＯＭ、ＲＡＭなどの記憶装置を備えて構成されている。その記憶装置には、画像処理プログラムが記憶されている。その画像処理プログラムは、トレース波形生成部２１の機能を実行するためのトレース波形生成プログラム、微分処理部２２の機能を実行するための微分処理プログラム、第１の弁時相推定部２３の機能を実行するための第１の弁時相推定プログラム、補間処理部２４の機能を実行するための補間処理プログラム、Ｒ波検出部２５の機能を実行するためのＲ波検出プログラム、第２の弁時相推定部２６の機能を実行するための第２の弁時相推定プログラム、及び弁時相検出部２７の機能を実行するための弁時相検出プログラムを含んで構成されている。

ＣＰＵがトレース波形生成プログラムを実行することで、ドプラ波形の大きさの変化を表すトレース波形を生成する。また、ＣＰＵが微分処理プログラムを実行することで、トレース波形に対して１回又は２回の微分を行い、１次微分波形又は２次微分波形を生成する。また、ＣＰＵが第１の弁時相推定プログラムを実行することで、内部変極点Ａ１、Ａ２の時相を特定し、更に、時相Ｓ１、Ｓ２を推定する。また、ＣＰＵが補間処理プログラムを実行することで、内部変極点Ａ１、Ａ２と時相Ｓ１、Ｓ２との間の波形を補間する。また、ＣＰＵがＲ波検出プログラムを実行することで、ＥＣＧ信号からＲ波の時相を特定する。また、ＣＰＵが第２の弁時相推定プログラムを実行することで、Ｒ波の時相と統計データに基づいて、時相Ｓ１、Ｓ２を推定する。また、ＣＰＵが弁時相検出プログラムを実行することで、心音波形から時相Ｓ１、Ｓ２を検出する。

また、計測部４０は、ＣＰＵと、ＲＯＭ、ＲＡＭなどの記憶装置を備えて構成されている。その記憶装置には、計測部４０の機能を実行するための計測プログラムが記憶されている。ＣＰＵが計測プログラムを実行することで、補間処理によって得られた波形に基づいて、各種の計測を実行する。

なお、画像処理プログラムと計測プログラムがこの発明の「ドプラ計測プログラム」の１例に相当する。

この発明の実施形態に係る超音波診断装置の概略構成を示すブロック図である。 ドプラ波形、トレース波形、及びＥＣＧ信号を示す図である。 トレース波形の一部を示す図である。 トレース波形の一部を示す図である。 補間処理を説明するためのトレース波形の図である。 拡張期におけるトレース波形を示す図である。

符号の説明

１０ 画像データ生成部
１１ 超音波プローブ
１２ 送受信部
１３ 信号処理部
１４ ドプラ波形生成部
１５ 制御部
１６ ユーザインターフェース
１７ 表示部
１８ 操作部
２０ 画像処理部
２１ トレース波形生成部
２２ 微分処理部
２３ 第１の弁時相推定部
２４ 補間処理部
２５ Ｒ波検出部
２６ 第２の弁時相推定部
２７ 弁時相検出部
３０ 診断統計データ記憶部
４０ 計測部

Claims (9)

1. 被検体の心臓を撮影対象として超音波を送信し、前記撮影対象からの反射波に基づいてドプラ波形を生成する画像生成手段と、
   前記ドプラ波形の大きさの変化を表すトレース波形を生成し、
   前記被検体のＥＣＧ信号を受けて前記ＥＣＧ信号からＲ波を検出し、前記Ｒ波が検出された時相から前記心臓の弁が開く時相と前記心臓の弁が閉じる時相を推定し、前記トレース波形の変極点の時相を求めて、前記変極点のうち２つの極小値を対象として、前記２つの極小値のうち時相が早い極小値の時相と前記心臓の弁が開く時相との間において、前記２つの極小値の時相間におけるトレース波形と連続する補間波形を生成し、前記２つの極小値のうち時相が遅い極小値の時相と前記心臓の弁が閉じる時相との間において、前記２つの極小値の時相間におけるトレース波形と連続する補間波形を生成し、前記２つの極小値の時相間におけるトレース波形と前記補間波形とから、前記心臓の弁が開く時相と前記心臓の弁が閉じる時相の間における血流の波形を生成する画像処理手段と、
   前記血流の波形に基づいて前記血流の測定を行う測定手段と、を有すること
   を特徴とする超音波診断装置。
2. 被検体の心臓を撮影対象として超音波を送信し、前記撮影対象からの反射波に基づいてドプラ波形を生成する画像生成手段と、
   前記ドプラ波形の大きさの変化を表すトレース波形を生成し、前記トレース波形における変極点に対応する時相を検出し、前記トレース波形へ前記変極点に対応する時相を基準とした補間処理を施して、補間されたトレース波形を生成する画像処理手段と、
   前記血流の波形に基づいて前記血流の測定を行う計測手段と、
   前記画像処理手段は、前記トレース波形の変極点の時相を求め、前記変極点のうち２つの極小値の時相を含む２つの極大値の時相間を対象として、時相が最も近い極小値の時相と極大値の時相との間において、前記２つの極小値の時相間におけるトレース波形と連続する補間波形を生成し、前記２つの極小値の時相間におけるトレース波形と前記補間波形とから、前記２つの極大値の時相間における血流の波形を生成すること、
   を特徴とする超音波診断装置。
3. 前記２つの極小値の時相間におけるトレース波形と、前記補間波形とを区別して表示手段に表示させる制御手段を更に有することを特徴とする請求項１又は請求項２のいずれかに記載の超音波診断装置。
4. 前記トレース波形を表示手段に表示させるとともに、前記トレース波形上で移動する第１カーソルと第２カーソルを前記トレース波形に重ねて前記表示手段に表示させる制御手段を更に有し、
   前記画像処理手段は、前記第１カーソルによって指定された前記トレース波形上の時相と、前記第２カーソルによって指定された前記トレース波形上の時相との間のトレース波形から前記心臓の弁の開閉を表す波形を除去して、前記血流の波形を生成することを特徴とする請求項１又は２のいずれかに記載の超音波診断装置。
5. 前記画像処理手段は、前記トレース波形の変極点の時相を求め、前記変極点のうち２つの極小値を対象として、前記第１カーソルによって指定された時相と前記２つの極小値のうち時相が早い極小値の時相との間において、前記２つの極小値の時相間におけるトレース波形と連続する補間波形を生成し、前記第２カーソルによって指定された時相と前記２つの極小値のうち時相が遅い極小値の時相との間において、前記２つの極小値の時相間におけるトレース波形と連続する補間波形を生成し、前記２つの極小値の時相間におけるトレース波形と前記補間波形とから、前記第１カーソルによって指定された時相と前記第２カーソルによって指定された時相との間の血流の波形を生成することを特徴とする請求項４に記載の超音波診断装置。
6. 前記トレース波形を表示手段に表示させるとともに、前記トレース波形上で移動する第１カーソルと第２カーソルを前記トレース波形に重ねて前記表示手段に表示させる制御手段を更に有し、
   前記画像処理手段は、前記トレース波形の変極点の時相を求め、前記変極点のうち２つの極小値の時相を含む２つの極大値の時相間を対象として、前記第１カーソルによって前記２つの極小値のうち時相が早い極小値の時相よりも所定時間以上遅い時相が指定され、前記第２カーソルによって前記２つの極小値のうち時相が遅い極小値よりも所定時間以上早い時相が指定された場合、時相が最も近い極小値の時相と極大値の時相との間において、前記２つの極小値の時相間におけるトレース波形と連続する補間波形を生成し、前記２つの極小値の時相間におけるトレース波形と前記補間波形とから、前記２つの極大値の時相間における血流の波形を生成することを特徴とする請求項１又は２のいずれかに記載の超音波診断装置。
7. 前記トレース波形を表示手段に表示させるとともに、前記トレース波形上で移動する第１カーソルと第２カーソルを前記トレース波形に重ねて前記表示手段に表示させる制御手段を更に有し、
   前記画像処理手段は、前記トレース波形の変極点の時相を求め、前記変極点のうち２つの極小値の時相を含む２つの極大値の時相間を対象として、前記第１カーソルによって前記２つの極小値のうち時相が早い極小値の時相よりも所定時間以上早い時相が指定された場合、前記２つの極大値のうち時相が早い極大値の時相と前記２つの極小値のうち時相が早い極小値の時相との間において、前記２つの極小値の時相間におけるトレース波形と連続する補間波形を生成し、前記第２カーソルによって指定された時相と前記２つの極小値のうち時相が遅い極小値の時相との間において、前記２つの極小値の時相間におけるトレース波形と連続する補間波形を生成し、前記２つの極小値の時相間におけるトレース波形と前記補間波形とから、前記時相が早い極大値の時相と前記第２カーソルによって指定された時相との間における血流の波形を生成することを特徴とする請求項１又は２のいずれかに記載の超音波診断装置。
8. 前記トレース波形を表示手段に表示させるとともに、前記トレース波形上で移動する第１カーソルと第２カーソルを前記トレース波形に重ねて前記表示手段に表示させる制御手段を更に有し、
   前記画像処理手段は、前記トレース波形の変極点の時相を求め、前記変極点のうち２つの極小値の時相を含む２つの極大値の時相間を対象として、前記第２カーソルによって前記２つの極小値のうち時相が遅い極小値の時相よりも所定時間以上遅い時相が指定された場合、前記２つの極大値のうち時相が遅い極大値の時相と前記２つの極小値のうち時相が遅い極小値の時相との間において、前記２つの極小値の時相間におけるトレース波形と連続する補間波形を生成し、前記第１カーソルによって指定された時相と前記２つの極小値のうち時相が早い極小値の時相との間において、前記２つの極小値の時相間におけるトレース波形と連続する補間波形を生成し、前記２つの極小値の時相間におけるトレース波形と前記補間波形とから、前記第１カーソルによって指定された時相と前記時相が遅い極大値の時相との間における血流の波形を生成することを特徴とする請求項１又は２のいずれかに記載の超音波診断装置。
9. 前記画像処理手段は、予め取得された心臓の弁の開閉を表す波形を含まないトレース波形に基づいて、前記補間波形を推定することを特徴とする請求項１、請求項２、請求項３、請求項５、請求項６、請求項７、又は請求項８のいずれかに記載の超音波診断装置。

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