JP5996694B2 - 超音波診断装置 - Google Patents

Description

本発明の実施形態は、ドプラ機能を有する超音波診断装置に関する。

従来、超音波診断装置において、動脈硬化の有無を判定するために、組織解析専用モードにより、血流速度と血管壁の運動速度との時相のずれを評価することがある。ドプラ信号に混入する不要な信号は、表示される速度スケール（以下、速度表示スケールと呼ぶ）の設定に従って、フィルタ処理により除去される。異なる方位方向であって被検体内の異なる位置に関する速度値情報と時相とを合わせて表示する機能（以下、デュアルドプラ機能と呼ぶ）において、異なる対象物から取得されたドプラ信号は、同じ速度表示範囲で表示される。

しかしながら、従来のデュアルドプラ機能は異なる対象物各々から取得されたドプラ信号を同じ速度表示範囲で表示するため、操作者にとって表示画像の観察が難しい問題がある。また、デュアルドプラ機能は方位方向が異なることを前提としているため、同じ方位方向における異なる対象物の速度値情報と時相とを合わせて表示できない問題がある。加えて、ＨＰＲＦ（Ｈｉｇｈ Ｐｕｌｓｅ Ｒｅｐｅｔｉｔｉｏｎ Ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ）法ではひとつの方位方向に対して異なる深さのレンジゲートが設定されるが、一つの速度表示範囲が設定されるのみである。また、複数のレンジゲートを設定することは、操作者にとって煩雑な操作であり大きな負担である。また、これらの操作には多くの時間が費やされる問題がある。

特許第３８９２５３８号公報

目的は、１つの方位方向において血流に起因するドプラ信号と組織に起因する起因するドプラ信号とをそれぞれ発生する可能な超音波診断装置を提供することにある。

本実施形態に係る超音波診断装置は、超音波プローブと、前記超音波プローブを介して、被検体へ向けて超音波を送信する超音波送信部と、前記超音波に対応する反射波に基づいて受信信号を発生する超音波受信部と、前記受信信号に基づいて、１つの方位方向における関心領域内の血流に起因した第１ドプラ信号と前記関心領域内の組織に起因した第２ドプラ信号とを、それぞれ発生するドプラ信号発生部と、前記第１ドプラ信号に関する速度分布範囲に基づいて第１の速度表示スケールを決定し、前記第２ドプラ信号に関する速度分布範囲に基づいて第２の速度表示スケールを決定する速度表示スケール決定部と、前記第１ドプラ信号に基づいて血流ドプラ画像を発生し、前記第２ドプラ信号に基づいて組織ドプラ画像を発生する画像発生部と、前記血流ドプラ画像を前記第１の速度表示スケールで表示し、前記組織ドプラ画像を前記第２の速度表示スケールで表示する表示する表示部と、を具備し、前記速度表示スケール決定部は、前記第１の速度表示スケールに比べて拡大した速度表示スケールを、前記第２の速度表示スケールとして決定すること、を特徴とする。

図１は、第１の実施形態に係る超音波診断装置の構成を示す構成図である。 図２は、図１の超音波診断装置におけるドプラ信号発生部の構成を示す構成図である。 図３は、第１の実施形態に係り、血流ドプラ波形に組織ドプラ波形を、それぞれの速度表示スケールで重畳表示させる処理の流れを示すフローチャートである。 図４は、第１の実施形態に係り、Ｂモード画像上に表示された関心領域の一例を示す図である。 図５は、第１の実施形態に係り、血流ドプラ波形に組織ドプラ波形を、それぞれの速度表示スケールで時刻を一致させて重畳した重畳画像の一例を示す図である。 図６は、第１の実施形態に係り、図４と図５とを含む表示画面の一例を示す図である。 図７は、第１の実施形態の第１の変形例に係り、組織ドプラ波形の速度値に応じて色相が変更された組織ドプラ画像を血流ドプラ画像に、それぞれの速度表示スケールで時刻を一致させて重畳した重畳画像の一例を示す図である。 図８は、第１の変形例に係り、組織ドプラスペクトラムの強度値に応じて色相が変更された組織ドプラ画像を血流ドプラ画像に、それぞれの速度表示スケールで時刻を一致させて重畳した重畳画像の一例を示す図である。 図９は、第２の実施形態に係る超音波診断装置の構成を示す構成図である。 図１０は、図９の超音波診断装置におけるドプラ信号発生部の構成を示す構成図である。 図１１は、第２の実施形態に係り、ドプラ信号発生部に含まれるフィルタのフィルタ特性を変更する処理の流れを示すフローチャートである。 図１２は、第２の実施形態に係り、血流ドプラ波形に、フリーズ操作前の組織ドプラ信号の強度値に応じて変更された色相と、フリーズ操作後の組織ドプラ波形とを、それぞれの速度表示スケールで時刻を一致させて重畳した重畳図の一例を示す図である。 図１３は、第２の実施形態に係り、血流ドプラ波形に、フリーズ操作後の組織ドプラ信号の強度値に応じて変更された色相と、フリーズ操作後の組織ドプラ波形とを、それぞれの速度表示スケールで時刻を一致させて重畳した重畳図の一例を示す図である。 図１４は、第３の実施形態に係る超音波診断装置の構成を示す構成図である。 図１５は、第３の実施形態に係り、Ｂモード画像上の関心領域内に表示された複数のレンジゲートの一例を示す図である。 図１６は、第３の実施形態に係り、Ｂモード画像上の関心領域内に表示された複数のレンジゲートの一例を示す図である。 図１７は、図１４の超音波診断装置におけるドプラ信号発生部の構成を示す構成図である。 図１８は、第３の実施形態に係り、関心領域内の画素値に基づいて、関心領域内に複数のレンジゲートの位置を決定する処理の流れを示すフローチャートである。

以下、図面を参照しながら本実施形態に係わる超音波診断装置を説明する。なお、以下の説明において、同一の構成を有する構成要素については、同一符号を付し、重複説明は必要な場合にのみ行う。

（第１の実施形態）
図１は、第１の実施形態に係る超音波診断装置１のブロック構成図を示している。同図に示すように、超音波診断装置１は、超音波プローブ１０、装置本体１２、装置本体１２に接続され操作者からの各種指示・命令・情報を装置本体１１に取り込むための入力１４、表示部１６を有する。加えて本超音波診断装置１には、心電計、心音計、脈波計、呼吸センサに代表される図示していない生体信号計測部およびネットワークが、インターフェース部３８を介して接続されてもよい。

超音波プローブ１０は、圧電セラミックス等の音響／電気可逆的変換素子としての圧電振動子を有する。複数の圧電振動子は並列され、超音波プローブ１０の先端に装備される。なお、一つの圧電振動子が一チャンネルを構成するものとして説明する。

装置本体１２は、超音波送信部２０、超音波受信部２２、Ｂモード信号発生部２４、ドプラ信号発生部２６、画像発生部２８、速度表示スケール決定部３０、関心領域設定部３２、記憶部３４、制御部３６、インターフェース部３８を有する。

超音波送信部２０は、図示していないパルス発生器、送信遅延回路、パルサを有する。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。パルス発生器は、例えば５ｋHｚなどの所定のレート周波数でレートパルスを繰り返し発生する。このレートパルスは、チャンネル数に分配され、送信遅延回路に送られる。送信遅延回路は、チャンネル毎に超音波をビーム状に収束し且つ送信指向性を決定するのに必要な遅延時間を、各レートパルスに与える。なお、送信遅延回路には、図示していないトリガ信号発生器からのトリガが、タイミング信号として供給される。パルサは、送信遅延回路からレートパルスを受けたタイミングで、超音波プローブ１０の振動子ごとに電圧パルスを印加する。これにより、超音波ビームが被検体に送信される。

なお、超音波送信部２０は、後述する制御部３６の制御のもとで、操作者が所望する血流の速度に対応した所定の送信条件で、超音波を送信してもよい。所定の送信条件とは、例えば、血流の最大検出速度、ドプラアングル、最大検出深度に対応した超音波の送信周波数、パルス繰り返し周波数（Ｐｕｌｓｅ ｒｅｐｅｔｉｔｉｏｎ Ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ：以下、ＰＲＦと呼ぶ）などである。また、超音波送信部２０は、後述する制御部３６の制御のもとで、操作者が所望する組織の運動速度に対応した所定の送信条件で、超音波を送信してもよい。所定の送信条件とは、例えば、組織の運動速度の最大検出速度、ドプラアングル、最大検出深度に対応した超音波の送信周波数、パルス繰り返し周波数（Ｐｕｌｓｅ ｒｅｐｅｔｉｔｉｏｎ Ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ：以下、ＰＲＦと呼ぶ）などである。例えば、組織の運動速度に対応する超音波の送信周波数は、血流の速度に対応する超音波の送信周波数より大きい。

超音波受信部２２は、図示していないプリアンプ、受信遅延回路、加算器を有する。プリアンプは、超音波プローブ１０を介して取り込まれた被検体からのエコー信号をチャンネル毎に増幅する。受信遅延回路は、ディ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。加算器は、後述する制御部３６からの受信遅延パターンに従って複数のエコー信号を加算する。この加算により受信指向性に応じた方向からの反射成分が強調される。この送信指向性と受信指向性とにより超音波送受信の総合的な指向性が決定される。この指向性により、いわゆる超音波走査線が決まる。超音波受信部２２は、超音波送信部２０から送信された超音波に対応する受信信号を発生する。なお、超音波受信部２２は、１回の超音波送信で複数の走査線上に生じたエコー信号を同時に受信する並列受信機能を有していてもよい。

なお、超音波受信部２２は、後述する制御部３６の制御のもとで、操作者が所望する血流の速度に対応した所定の受信条件で、超音波を受信することが可能である。所定の受信条件とは、血流の最大検出速度、ドプラアングル、最大検出深度に対応した超音波の送信周波数、パルス繰り返し周波数（Ｐｕｌｓｅ ｒｅｐｅｔｉｔｉｏｎ Ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ：以下、ＰＲＦと呼ぶ）などに対応した受信条件であって、例えば、受信中心周波数である。また、超音波受信部２２は、後述する制御部３６の制御のもとで、操作者が所望する組織の運動速度に対応した所定の受信条件で、超音波を受信することが可能である。所定の受信条件とは、例えば、組織の運動速度の最大検出速度、ドプラアングル、最大検出深度に対応した超音波の送信周波数、パルス繰り返し周波数（Ｐｕｌｓｅ ｒｅｐｅｔｉｔｉｏｎ Ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ：以下、ＰＲＦと呼ぶ）などに対応した受信条件であって、例えば、受信中心周波数である。例えば、組織の運動速度に対応する受信中心周波数は、血流の速度に対応する超音波の受信中心周波数より大きい。

Ｂモード信号発生部２４は、図示していない包絡線検波器、対数変換器、アナログディジタル変換器を有する。包絡線検波器は、Ｂモード信号発生部２４への入力信号、即ち、超音波受信部２２から出力された受信信号に対して包絡線検波を実行する。対数変換器は、検波信号の振幅を対数変換して弱い信号を相対的に強調する。アナログディジタル変換器は、この対数変換器の出力信号をディジタル信号に変換し、Ｂモード信号を発生する。Ｂモード信号発生部２４は、発生したＢモード信号を画像発生部２８へ出力する。

図２を参照して、ドプラ信号発生部２６について説明する。図２は、本超音波診断装置１におけるドプラ信号発生部２６の構成を示す構成図である。ドプラ信号発生部２６は、ミキサ（ｍｉｘｅｒ）４０、第１の低域通過フィルタ（以下第１ＬＰＦと呼ぶ）４２、サンプルホールド（Ｓａｍｐｌｅ Ｈｏｌｄ：以下、ＳＨと呼ぶ）回路４４、ウォールフィルタ４６、第１のアナログディジタル変換器（以下、第１Ａ／Ｄと呼ぶ）４８、第１周波数分析器（Ｆａｓｔ Ｆｏｕｒｉｅｒ Ｔｒａｎｓｆｏｒｍ：以下、第１ＦＦＴと呼ぶ）５０、第２の低域通過フィルタ（以下第２ＬＰＦと呼ぶ）５２、第２のアナログディジタル変換器（以下、第２Ａ／Ｄと呼ぶ）５４、第２周波数分析器（Ｆａｓｔ Ｆｏｕｒｉｅｒ Ｔｒａｎｓｆｏｒｍ：以下、第２ＦＦＴと呼ぶ）５６を有する。

ミキサ４０は、超音波受信部２２から出力された信号に、送信周波数と同じ周波数ｆ_０を有する基準信号を掛け合わせる。この掛け合わせにより、ドプラ偏移周波数ｆ_ｄの信号（以下、ドプラ信号と呼ぶ）と（２ｆ_０＋ｆ_ｄ）の周波数成分を有する信号とが得られる。第１ＬＰＦ４２は、ミキサからの２種の周波数成分を有する信号のうち、高い周波数成分（２ｆ_０＋ｆ_ｄ）の信号を取り除く。

ＳＨ回路４４は、図示していないレンジゲート回路からのサンプリングパルスに従って、ドプラ信号の一部分を、サンプリングしホールドする。レンジゲート回路は、レートパルスから所定の遅延時間遅延させたタイミングで、所定のパルス幅のサンプリングパルスを発生する。所定の遅延時間は、超音波が操作者により所望の深さに設定されたレンジゲート（サンプリングポイント、サンプリングボリュームともいう）と圧電振動子との間の距離を往復伝搬する時間である。レンジゲートは、後述する入力部１４を介した操作者の指示により、後述する関心領域設定部３２によって設定される。レンジゲートは、後述する表示部１６に表示されたＢモード画像上に設定された関心領域（Ｒｅｇｉｏｎ Ｏｆ Ｉｎｔｅｒｅｓｔ：以下、ＲＯＩと呼ぶ）内に設けられる。

なお、サンプリングパルスの時間間隔（以下、サンプリング間隔と呼ぶ）は、血流の速度および組織の運動速度に応じて設定されてもよい。また、サンプリング間隔は、後述する速度表示スケール決定部３０で決定された速度表示スケールに基づいて、決定されてもよい。例えば、組織の運動速度に対応するサンプリング間隔は、組織の運動速度は血流の速度に比べて遅いため、血流の速度に対応するサンプリング間隔より狭く設定される。

ウォールフィルタ４６は、血流に起因した第１ドプラ信号（以下、血流ドプラ信号とよぶ）を抽出するために、ＳＨ回路４４の出力から、血管壁および心臓の弁等の運動に起因する速度に対応する第２ドプラ信号（以下、組織ドプラ信号と呼ぶ）を除去する。ウォールフィルタ４６は、血流ドプラ信号を第１Ａ／Ｄ４８へ出力する。第１Ａ／Ｄ４８は、血流ドプラ信号をディジタル信号に変換する。

第１ＦＦＴ５０は、ディジタル信号に変換された血流ドプラ信号に対して、高速フーリエ変換により周波数分析を実行する。第１ＦＦＴ５０は、周波数分析の結果に基づいて、血流ドプラ信号の周波数スペクトラムを発生する。第１ＦＦＴ５０は、血流ドプラ信号の周波数スペクトラム（以下、血流ドプラスペクトラムと呼ぶ）を、後述する画像発生部２８と速度表示スケール決定部３０とに出力する。血流ドプラスペクトラムは、時間に対する血流ドプラ信号の周波数とこの周波数の強度とを示している。血流ドプラ信号の周波数は、血流速度に対応する。

なお、第１ＦＦＴ５０の高速フーリエ変換におけるサンプル数（以下、第１サンプル数と呼ぶ）は、血流の速度に応じて設定されてもよい。また、第１サンプル数は、後述する速度表示スケール決定部３０で決定された速度表示スケールに基づいて、決定されてもよい。

第２ＬＰＦ５２は、組織ドプラ信号を抽出するために、ＳＨ回路４４の出力から、血流ドプラ信号を除去する。第２ＬＰＦ５２は、組織ドプラ信号を第２Ａ／Ｄ５４へ出力する。第２Ａ／Ｄ５４は、組織ドプラ信号をディジタル信号に変換する。第２ＦＦＴ５６は、ディジタル信号に変換された組織ドプラ信号に対して、高速フーリエ変換により周波数分析を実行する。

第２ＦＦＴ５６は、周波数分析の結果に基づいて、組織ドプラ信号の周波数スペクトラムを発生する。第２ＦＦＴ５６は、組織ドプラ信号の周波数スペクトラム（以下、組織ドプラスペクトラムと呼ぶ）を、後述する画像発生部２８と速度表示スケール決定部３０とに出力する。組織ドプラスペクトラムは、時間に対する組織ドプラ信号の周波数とこの周波数の強度とを示している。組織ドプラ信号の周波数は、組織の運動速度に対応する。以下、説明を簡単にするために、組織の運動速度は血管壁の運動速度であるものとする。

なお、第２ＦＦＴ５６の高速フーリエ変換におけるサンプル数（以下、第２サンプル数と呼ぶ）は、組織の運動速度に応じて設定されてもよい。また、第２サンプル数は、後述する速度表示スケール決定部３０で決定された速度表示スケールに基づいて、決定されてもよい。例えば、組織の運動速度は血流の速度に比べて遅いため、第２サンプル数は、第１サンプル数に比べて多く設定される。

なお、受信信号からドプラ信号の発生において、上記のようなＦＦＴによる周波数分析の代わりに、自己相関関数などを使用してドプラスペクトラムの中心（すなわち中心速度）、パワー、分散値などを発生させることも可能である。

画像発生部２８は、Ｂモード信号を、位置情報に従って専用のメモリに配置（配置処理）する。続いて、画像発生部２８は、超音波走査線間のＢモード信号を補間する（補間処理）。画像発生部２８は、配置処理と補間処理とによって、複数のピクセルから構成されるＢモード画像を発生する。各ピクセルは、由来するＢモード信号の強度（振幅）に応じた画素値を有する。

なお、画像発生部２８は、図示していないボリュームデータ発生デバイスを有していてもよい。この時、ボリュームデータ発生デバイスは、Ｂモード信号発生部２８から出力されたＢモード信号を位置情報に従って専用のメモリに配置（配置処理）する。続いて、ボリュームデータ発生デバイスは、超音波走査線間のＢモード信号を補間する（補間処理）。配置処理と補間処理とによって、複数のボクセルから構成されるボリュームデータが発生される。各ボクセルは、由来するＢモード信号の強度に応じたボクセル値を有する。発生されたボリュームデータは、図示していない３次元画像データ発生デバイスでレンダリング処理などを受ける。レンダリング処理されたボリュームデータは、表示部１６に出力される。

画像発生部２８は、ドプラ信号発生部２６から出力された血流ドプラスペクトラムに基づいて、血流ドプラ画像を発生する。血流ドプラ画像は、縦軸を血流に起因するドプラ偏移周波数、横軸を時間、血流ドプラ信号の信号強度を輝度または画素値の大きさとして表された波形（以下、血流ドプラ波形と呼ぶ）を示す画像である。

画像発生部２８は、ドプラ信号発生部２６から出力された組織ドプラスペクトラムに基づいて、組織ドプラ画像を発生する。組織ドプラ画像は、縦軸を組織（例えば、血管壁）に起因するドプラ偏移周波数、横軸を時間、組織ドプラ信号の信号強度を輝度または画素値の大きさとして表された波形（以下、組織ドプラ波形と呼ぶ）を示す画像である。

画像発生部２８は、図示していないフレームメモリ等を有する。画像発生部２８は、Ｂモード画像、血流ドプラ波形、組織ドプラ波形に、種々のパラメータの文字情報および目盛等を合成する。画像発生部２８は、合成した画像を表示部１６に出力する。画像発生部２８は、血流ドプラ波形に、組織ドプラ波形を、時間軸の時刻を一致させて重ね合わせた画像（以下、重畳画像と呼ぶ）を発生する。なお、画像発生部２８は、重畳画像とＢモード画像とを合成した合成画像を発生してもよい。以下、Ｂモード画像、血流ドプラ波形、組織ドプラ波形を超音波画像と呼ぶ。

速度表示スケール決定部３０は、ドプラ信号発生部２６で発生された血流ドプラ信号に関する速度分布範囲（以下、第１速度分布範囲と呼ぶ）に基づいて、第１速度分布範囲を包含するように第１の速度表示スケールを決定する。第１速度分布範囲とは、例えば、血管の種類などから推定される血流速度の速度表示スケールである。速度表示スケール決定部３０は、ドプラ信号発生部２６で発生された組織ドプラ信号に関する速度分布範囲（以下、第２速度分布範囲と呼ぶ）に基づいて、第２速度分布範囲を包含するように第２の速度表示スケールを決定する。第２速度分布範囲とは、例えば、血管の種類などから推定される血管壁の運度速度の速度表示スケールである。なお、第１、第２の速度表示スケール各々は、後述する入力部１４を介して操作者の指示に従って、適宜調整可能である。

また、速度表示スケール決定部３０は、記憶部３４に記憶された第１の値に基づいて、第１の速度表示スケールを決定してもよい。第１の値とは、例えば血流速度の想定される最大値である。なお、第１の値は、後述する入力部１４を介した操作者の指示により、適宜変更可能である。速度表示スケール決定部３０は、記憶部３４に記憶された第２の値に基づいて、第２の速度表示スケールを決定してもよい。第２の値とは、例えば組織の運動速度の想定される最大値である。なお、第２の値は、後述する入力部１４を介した操作者の指示により、適宜変更可能である。第１、第２の値は、速度表示スケール決定部３０の図示していないメモリに記憶されてもよい。

また、血管壁の膨張、収縮に伴う運動速度は血流の速度に比べて一般的に小さいため、速度表示スケール決定部３０は、第１の速度表示スケールに比べて拡大した速度表示スケールを、第２の速度表示スケールとして決定してもよい。例えば、速度表示スケール決定部３０は、第１の速度表示スケールに所定の割合を乗じたスケールを、第２の速度表示スケールとして決定する。ここで所定の割合とは、想定される血流速度の最大値に対する組織の運動速度の最大値である。以下、所定の割合を速度比と呼ぶ。例えば、速度比が８分の１であって、第１の速度表示スケールが−２０ｃｍ／ｓｅｃ〜４０ｃｍ／ｓｅｃである場合、第２の速度表示スケールは、−２．５ｃｍ／ｓｅｃ〜５ｃｍ／ｓｅｃとなる。速度比は、後述する記憶部３４に記憶される。なお、速度比は、速度表示スケール決定部３０における図示していないメモリに記憶されてもよい。なお、速度比は、後述する入力部１４を介して、操作者により適宜変更可能である。

なお、速度表示スケール決定部３０は、第２の速度表示スケールに比べて縮小した速度表示スケールを、第１の速度表示スケールとして決定してもよい。例えば、速度表示スケール決定部３０は、第２の速度表示スケールに上記速度比の逆数を乗じたスケールを、第１の速度表示スケールとして決定する。例えば、速度比の逆数が８であって、第２の速度表示スケールが−２．５ｃｍ／ｓｅｃ〜５ｃｍ／ｓｅｃである場合、第２の速度表示スケールは、第１の速度表示スケールが、−２０ｃｍ／ｓｅｃ〜４０ｃｍ／ｓｅｃとなる。

なお、速度表示スケール決定部３０は、ドプラ信号発生部２６から出力された所定期間の血流ドプラスペクトラムにおける血流速度の最大値に基づいて、第１の速度表示スケールを決定してもよい。また、速度表示スケール決定部３０は、ドプラ信号発生部２６から出力された組織ドプラスペクトラムにおける所定期間の組織の運動の最大値に基づいて、第２の速度表示スケールを決定してもよい。所定期間とは、例えば１または複数の心拍周期である。なお、所定期間は、後述する入力部１４を介して適宜変更可能である。

関心領域設定部３２は、表示部１６で表示されたＢモード画像上に、入力部１４を介して入力された操作者の指示に従って、ＲＯＩを設定する。関心領域設定部３２は、入力部１４を介して入力された操作者の指示に従って、ＲＯＩの中にレンジゲートを設定する。関心領域設定部３２は、設定されたレンジゲートに対応する遅延時間を、ＳＨ回路４４のレンジゲート回路に出力する。

記憶部３４は、フォーカス深度の異なる複数の受信遅延パターン、本超音波診断装置１の制御プログラム、診断プロトコル、送受信条件等の各種データ群、Ｂモード信号発生部２４で発生されたＢモード信号、ドプラ信号発生部２６で発生された血流ドプラスペクトラムおよび組織ドプラスペクトラム、画像発生部２８で発生されたＢモード画像、血流ドプラ波形、組織ドプラ波形などの超音波画像、第１、第２の値、速度比等を記憶する。なお、記憶部３４は、第１、第２の速度表示スケールと超音波送受信条件との対応表などを記憶してもよい。

制御部３６は、操作者により入力部１４から入力されたモード選択、ＲＯＩの設定、第１、第２の速度表示スケール、受信遅延パターンリストの選択、送信開始・終了に基づいて、記憶部３４に記憶された送受信条件と装置制御プログラムを読み出し、これらに従って、本超音波診断装置１を制御する。

インターフェース部３８は、入力部１４、ネットワーク、図示していない外部記憶装置および生体信号計測部に関するインターフェースである。本超音波診断装置１によって得られた超音波画像等のデータおよび解析結果等は、インターフェース部３８とネットワークとを介して他の装置に転送可能である。

入力部１４は、インターフェース部３８に接続され操作者からの各種指示・命令・情報・選択・設定を本超音波診断装置１に取り込む。入力部１４は、図示していないトラックボール、スイッチボタン、マウス、キーボード等の入力デバイスを有する。入力デバイスは、表示画面上に表示されるカーソルの座標を検出し、検出した座標を制御部３６に出力する。なお、入力デバイスは、表示画面を覆うように設けられたタッチパネルでもよい。この場合、入力部１４は、電磁誘導式、電磁歪式、感圧式等の座標読み取り原理でタッチ指示された座標を検出し、検出した座標を制御部３６に出力する。また、操作者が入力部１４の終了ボタンまたはフリーズ（ＦＲＥＥＺＥ）ボタンを操作すると、超音波の送受信は終了し、本超音波診断装置１は一時停止状態となる。入力部１４は、インターフェース部３８を介して他の医用画像診断装置から転送された被検体のボリュームデータに関して、断面位置および表示形式、レンダリング処理におけるレイの方向などを入力する。なお、入力部１４は、第１、第２の速度表示スケール、第１、第２の値、速度比、所定の期間、レンジゲートなどを本超音波診断装置１に入力してもよい。

表示部１６は、画像発生部２８から出力されたＢモード画像を表示する。表示部１６は、画像発生部２８により発生された血流ドプラ波形を、第１の速度表示スケールで表示する。表示部１６は、画像発生部２８により発生された組織ドプラ波形を、第２の速度表示スケールで表示する。表示部１６は、画像発生部２８により発生された重畳画像を表示する。重畳画像は、血流ドプラ波形については第１の速度表示スケールで、組織ドプラ波形については第２の速度表示スケールで表示される。表示部１６は、画像発生部２８により発生された合成画像を表示する。表示部１６は、インターフェース部３８を介して、入力された他の医用画像診断装置におけるレンダリング画像などを表示することも可能である。

（速度表示スケール決定機能）
速度表示スケール決定機能とは、血流ドプ信号に関する速度分布範囲に基づいて第１の速度表示スケールを決定し、組織ドプラ信号に関する速度分布範囲に基づいて第２の速度表示スケールを決定する機能である。以下、速度表示スケール決定機能に従う処理（以下、速度表示スケール決定処理と呼ぶ）を説明する。

図３は、速度表示スケール決定処理の手順を示すフローチャートである。
超音波受信部２２により、受信信号が発生される（ステップＳａ１）。発生された受信信号に基づいて、血流ドプラ信号と組織ドプラ信号とが発生される（ステップＳａ２）。血流ドプラ信号に関する速度分布範囲に基づいて、第１の速度表示スケールが決定される（ステップＳａ３）。組織ドプラ信号に関する速度分布範囲に基づいて、第２の速度表示スケールが決定される（ステップＳａ４）。なお、第２の速度表示スケールは、第１速度表示スケールに速度比を乗ずることにより、決定されてもよい。血流ドプラ波形が、血流ドプラ信号に基づいて発生される（ステップＳａ５）。組織ドプラ波形が、組織ドプラ信号に基づいて発生される（ステップＳａ６）。血流ドプラ波形に組織ドプラ波形を時間軸の時刻を一致させて、重畳画像が発生される（ステップＳａ７）。発生された重畳画像が、血流ドプラ波形については第１の速度表示スケールで、組織ドプラ波形については第２の速度表示スケールで、表示部１６に表示される（ステップＳａ８）。

図４は、表示部１６に表示されたＢモード画像上に設定されたＲＯＩの一例を示す図である。ＲＯＩ内には、レンジゲートが設定される。図４におけるレンジゲートは、血管壁に設定されている。本実施形態の適用に当たっては、レンジゲートは、入力部１４を介した操作者の指示により、血管の内腔（以下、血管内腔と呼ぶ）と血管壁とを含むように調整される。

図５は、血流ドプラ波形に組織ドプラ波形（点線）を、時間軸の時刻を一致させて重畳させた重畳画像の一例を示す図である。図５において、縦軸は、血流速度および組織の運動速度、横軸は時間を表している。図５の血流ドプラ波形は、第１の速度表示スケールで表示されている。図５の重畳画像の右側の縦軸は、血流ドプラ波形に関する速度を表す軸である。図６の重畳画像の左側の縦軸は、組織ドプラ波形に関する速度を表す軸である。第１の速度表示スケールの上限は、４０ｃｍ／ｓである。図５の組織のドプラ波形は、第２の速度表示スケールで表示されている。第２の速度表示スケールの上限は５ｃｍ／ｓである。

図６は、表示部１６に表示された合成画像の一例を示す図である。図６のＢモード画像上には、入力部１４を介して操作者の指示により設定されたＲＯＩが表示されている。ＲＯＩ内には、入力部１４を介して操作者の指示により設定されたレンジゲートが表示されている。なお、レンジゲート内には、血管内腔と血管壁とが含まれている。図６の重畳画像の右側の縦軸は、血流ドプラ波形に関する速度を表す軸である。図６の重畳画像の左側の縦軸は、組織ドプラ波形に関する速度を表す軸である。

（第１の変形例）
第１の実施形態との相違は、組織ドプラスペクトラムに基づいて、組織ドプラ画像における組織ドプラ波形の背景の色相を、所定の色相に変更することにある。具体的には、組織ドプラ波形の背景の色相は、組織ドプラスペクトラムの周波数に基づいて、所定の色相に変更される。なお、組織ドプラ波形の背景の色相は、組織ドプラスペクトラムにおける周波数の強度に基づいて、所定の色相に変更されてもよい。

なお、組織ドプラスペクトラムに基づいて、組織ドプラ画像における組織ドプラ波形の背景の輝度を、所定の輝度に変更してもよい。具体的には、組織ドプラ波形の背景の輝度は、組織ドプラスペクトラムの周波数に基づいて、所定の輝度に変更される。なお、組織ドプラ波形の背景の輝度は、組織ドプラスペクトラムにおける周波数の強度に基づいて、所定の輝度に変更されてもよい。

以下、説明を簡単にするために、組織ドプラ波形の背景の色相が変更されるものとする。

記憶部３４は、色相の変更が実行されるか否かに関する閾値を記憶する。記憶される閾値は、例えば、組織ドプラスペクトラムに関する所定の周波数（以下、閾値周波数と呼ぶ）、組織ドプラスペクトラムにおける所定の周波数の強度（以下、閾値強度と呼ぶ）である。なお、記憶部３４は、組織ドプラ波形の背景の色相を複数の所定の色相に変更するための複数の閾値を記憶してもよい。記憶部３４は、変更される色相を記憶する。なお、記憶部３４に記憶される色相は、複数の色相であってもよい。また、記憶部３４は、変更される輝度を記憶してもよい。以下、説明を簡単にするために、記憶部３４に記憶される閾値は、一つであるものとする。

画像発生部２８は、組織ドプラスペクトラムの周波数が閾値周波数を超えている期間を、図示していないメモリに記憶する。画像発生部２８は、記憶された期間に対応する組織ドプラ波形の背景の色相を、所定の色相に変更する。画像発生部２８は、背景の色相が変更された組織ドプラ波形を示す組織ドプラ画像を発生する。画像発生部２８は、発生した組織ドプラ画像を、表示部１６に出力する。なお、記憶部３４に記憶された閾値が閾値強度である場合、画像発生部２８は、組織ドプラスペクトラムにおける周波数の強度が閾値強度を超えている期間を、図示していないメモリに記憶してもよい。

図７における画像ａは、色相が変更される前の重畳画像を示す図である。図７における画像ｂは、色相が変更された後の重畳画像を示す図である。図７における領域ｃおよび領域ｄは、組織ドプラスペクトラムの周波数が閾値周波数を超えている期間に対応する。

図８は、色相が変更される前の重畳画像を示す図である。図８における画像ａは、色相が変更される前の重畳画像を示す図である。図８における画像ｂは、色相が変更された後の重畳画像を示す図である。図８における領域ｅ、領域ｆ、および領域ｇは、組織ドプラスペクトラムにおける周波数の強度が閾値強度を超えている期間に対応する。

以上に述べた構成によれば、以下の効果を得ることができる。
本超音波診断装置１によれば、血流の速度と組織（例えば血管壁）の運動速度とにそれぞれ対応する第１、第２の速度表示スケールで、血流ドプラ波形と組織ドプラ波形とを重畳表示することができる。また、組織ドプラ波形における周波数または周波数の強度に応じて、組織ドプラ画像の背景の色相または輝度を変更することができる。これらのことから、操作者による表示画像の観察が容易となる。また、本超音波診断装置１によれば、一つの方位方向におけるＲＯＩ内の受信信号を用いて、血流ドプラ信号と組織ドプラ信号とをそれぞれ発生することができる。これにより、複数のレンジゲートを設定することなしに、例えば血流の速度とこの血流に伴う血管壁の運動とを同時に観測できる。加えて、血流の速度と組織の運動速度とにそれぞれ対応する送受信条件、サンプリング間隔、ＦＦＴ点数を設定することができる。これらの設定により、血流ドプラ画像と組織ドプラ画像とにおおける画質および精度が向上する。以上のことから、本超音波診断装置１を用いることにより、例えば、動脈硬化判定指標を提示することが可能となる。

（第２の実施形態）
以下、図面を参照して、第２の実施形態を説明する。
図９は、第２の実施形態に係る超音波診断装置の構成を示す構成図である。第１の実施形態との相違は、入力部１４を介した操作者のフリーズ操作に応じて、ドプラ信号発生部２６に含まれるフィルタのフィルタ特性を変更することにある。

装置本体１２は、第１の実施形態の構成要素に加えて、フィルタ変更部３９をさらに具備する。まず、図１０を参照して、ドプラ信号発生部２６について説明する。図１０は、本実施形態の超音波診断装置１におけるドプラ信号発生部２６の構成を示す構成図である。ドプラ信号発生部２６は、ミキサ（ｍｉｘｅｒ）４０、低域通過フィルタ（以下ＬＰＦと呼ぶ）４１、サンプルホールド（Ｓａｍｐｌｅ Ｈｏｌｄ：以下、ＳＨと呼ぶ）回路４４、可変フィルタ４５、アナログディジタル変換器（以下、Ａ／Ｄと呼ぶ）４９、周波数分析器（Ｆａｓｔ Ｆｏｕｒｉｅｒ Ｔｒａｎｓｆｏｒｍ：以下、ＦＦＴと呼ぶ）５１を有する。

ミキサ４０は、超音波受信部２２または記憶部３４から出力された信号に、送信周波数と同じ周波数ｆ_０を有する基準信号を掛け合わせる。この掛け合わせにより、ドプラ偏移周波数ｆ_ｄの信号（以下、ドプラ信号と呼ぶ）と（２ｆ_０＋ｆ_ｄ）の周波数成分を有する信号とが得られる。ＬＰＦ４１は、ミキサからの２種の周波数成分を有する信号のうち、高い周波数成分（２ｆ_０＋ｆ_ｄ）の信号を取り除く。

ＳＨ回路４４は、図示していないレンジゲート回路からのサンプリングパルスに従って、ドプラ信号の一部分を、サンプリングしホールドする。レンジゲート回路は、レートパルスから所定の遅延時間遅延させたタイミングで、所定のパルス幅のサンプリングパルスを発生する。所定の遅延時間は、超音波が操作者により所望の深さに設定されたレンジゲート（サンプリングポイント、サンプリングボリュームともいう）と圧電振動子との間の距離を往復伝搬する時間である。レンジゲートは、入力部１４を介した操作者の指示により、関心領域設定部３２によって設定される。レンジゲートは、表示部１６に表示されたＢモード画像上に設定された関心領域（Ｒｅｇｉｏｎ Ｏｆ Ｉｎｔｅｒｅｓｔ：以下、ＲＯＩと呼ぶ）内に設けられる。

ＳＨ回路４４は、サンプリングしホールドした信号（以下、ＳＨ信号と呼ぶ）を、後述する可変フィルタ４５に出力する。また、サンプリング間隔は、後述する速度表示スケール決定部３０で決定された速度表示スケールに基づいて、決定されてもよい。この時、サンプリング間隔の変更は、入力部１４を介した操作者のフリーズ指示を契機として、サンプリング間隔を、血流ドプラ信号を得るためのサンプリング間隔から、組織ドプラ信号を得るためのサンプリング間隔へ変更される。なお、サンプリング間隔は、血流の速度および組織の運動速度に応じて設定されてもよい。

可変フィルタ４５は、ＳＨ信号から血流ドプラ信号を抽出するためのフィルタ特性（例えば、ウォールフィルタＯＮ、ハイパスフィルタなど：以下、血流ドプラ抽出フィルタと呼ぶ）と、ＳＨ信号から組織ドプラ信号を抽出するためのフィルタ特性（例えば、ウォールフィルタＯＦＦ、ローパスフィルタなど：以下、組織ドプラ抽出フィルタと呼ぶ）とを有する。可変フィルタは、フィルタ特性を、後述するフィルタ変更部３９からの出力に従って、血流ドプラ抽出フィルタから組織ドプラ抽出フィルタへ変更する。血流ドプラ抽出フィルタによりフィルタリングされた信号（以下、血流ドプラ信号）は、Ａ／Ｄ４９に出力される。組織ドプラ抽出フィルタによりフィルタリングされた信号（以下、組織ドプラ信号）は、Ａ／Ｄ４９に出力される。Ａ／Ｄ４９は、入力された信号をディジタル信号に変換する。

ＦＦＴ５１は、ディジタル信号に変換された信号に対して、高速フーリエ変換により周波数分析を実行する。ＦＦＴ５１は、周波数分析の結果に基づいて、周波数スペクトラムを発生する。ＦＦＴ５１は、発生した周波数スペクトラムを、後述する画像発生部２８と速度表示スケール決定部３０とに出力する。具体的には、ＦＦＴ５１は、ディジタル信号に変換された血流ドプラ信号に対して、周波数分析を実行することにより、血流ドプラスペクトラムを発生する。ＦＦＴ５１は、ディジタル信号に変換された組織ドプラ信号に対して、周波数分析を実行することにより、組織ドプラスペクトラムを発生する。ＦＦＴ５１は、ディジタル信号に変換された組織ドプラ信号に対して、周波数分析を実行することにより、組織ドプラスペクトラムを発生する。

なお、ＦＦＴ５１の高速フーリエ変換における点数（以下、ＦＦＴ点数と呼ぶ）は、血流の速度および組織の運動速度に応じて設定されてもよい。また、ＦＦＴ点数は、後述する速度表示スケール決定部３０で決定された速度表示スケールに基づいて、決定されてもよい。

フィルタ変更部３９は、入力部１４を介した操作者のフリーズ指示を契機として、ドプラ信号発生部２６の後述する可変フィルタ４５のフィルタ特性を変更する。具体的には、フィルタ変更部３９は、可変フィルタ４５におけるフィルタ特性を、血流ドプラ抽出フィルタから組織ドプラ抽出フィルタへ変更する。

記憶部３４は、超音波受信部２２で発生された受信信号を記憶する。記憶部３４は、入力部１４を介した操作者のフリーズ指示を契機として、記憶部３４に記憶した受信信号を、ドプラ信号発生部２６へ出力する。

画像発生部２８は、入力部１４を介した操作者のフリーズ指示を契機として、フリーズ指示が入力された時刻（以下、フリーズ入力時刻と呼ぶ）を血流ドプラ波形の横軸（時間軸）の中心に位置させた血流ドプラ画像（以下、血流ドプラ中心画像と呼ぶ）を発生する。画像発生部２８は、ドプラ信号発生部２６から出力された組織ドプラスペクトラムに基づいて、フリーズ入力時刻以降の組織ドプラ画像を発生する。画像発生部２８は、血流ドプラ中心画像に組織ドプラ画像を重畳させた重畳画像を発生する。画像発生部２８は、重畳画像とＢモード画像とを合成した合成画像を発生する。

入力部１４は、操作者によりフリーズ（ＦＲＥＥＺＥ）ボタンが操作されると、超音波の送受信は終了し、本超音波診断装置１は一時停止状態となる。入力部１４は、フリーズボタンの操作に関する信号を、フィルタ変更部３９、記憶部３４、画像発生部２８に出力する。

（フィルタ特性変更機能）
フィルタ特性変更機能とは、入力部１４を介した操作者のフリーズ操作に応じて、ドプラ信号発生部２６に含まれるフィルタのフィルタ特性を変更する機能である。以下、フィルタ特性変更機能に従う処理（以下、フィルタ特性変更処理と呼ぶ）を説明する。

図１１は、フィルタ特性変更処理の手順を示すフローチャートである。
超音波受信部２２により受信信号が発生される（ステップＳｂ１）。発生された受信信号が、記憶部３４に記憶される（ステップＳｂ２）。受信信号に基づいて、血流ドプラ波形が発生される（ステップＳｂ３）。この時、可変フィルタ４５で適用されるフィルタ特性は、血流ドプラ抽出フィルタである。血流ドプラ波形が、第１の速度表示スケールで表示部１６に表示される（ステップＳｂ４）。入力部１４を介してフリーズ指示が入力される（ステップＳｂ５）と、血流ドプラ中心画像が発生される。発生された血流ドプラ中心画像が、表示部１６に表示される（ステップＳｂ６）。

フリーズ指示の入力を契機として、フィルタ変更部３９により、可変フィルタ４５のフィルタ特性が、血流ドプラ抽出フィルタから組織ドプラ抽出フィルタへ変更される（ステップＳｂ７）。ドプラ信号発生部２６により、記憶部３４に記憶された受信信号に基づいて、組織ドプラ波形が発生される（ステップＳｂ８）。ステップＳｂ８の処理で発生された組織ドプラ波形は、フリーズ指示入力後の組織ドプラ波形である。なお、ステップＳｂ８の処理で、フリーズ操作前後の組織ドプラ波形を発生してもよい。発生された組織ドプラ波形を第２の速度表示スケールで血流ドプラ波形に重ね合わせた重畳画像が発生される。発生された重畳画像が表示部１６で表示される（ステップＳｂ９）。

図１２は、血流ドプラ波形に、ＳＨ回路４４から可変フィルタ４５を経由せずに発生されたフリーズ操作前の周波数スペクトラムの強度値に応じて変更された色相と、フリーズ操作後の組織ドプラ波形とを、重畳させた重畳図の一例を示す図である。図１２における血流ドプラ波形は、第1の速度表示スケールで表示される。図１２における組織ドプラ波形は、第２の速度表示スケールで表示される。血流ドプラ波形に組織ドプラ波形を重畳させるとき、血流ドプラ波形の時間軸は、組織ドプラ波形の時間軸に各々の時刻を一致させて重畳される。なお、フリーズ操作前の周波数スペクトラムの強度値は、フリーズ操作前の組織ドプラスペクトラムの強度値であってもよい。

図１２のＢモード画像上には、入力部１４を介して操作者の指示により設定されたＲＯＩが表示されている。ＲＯＩ内には、入力部１４を介して操作者の指示により設定されたレンジゲートが表示されている。なお、レンジゲート内には、血管内腔と血管壁とが含まれている。図１２の重畳画像の右側の縦軸は、血流ドプラ波形に関する速度を表す軸である。図１２の重畳画像の左側の縦軸は、組織ドプラ波形に関する速度を表す軸である。重畳画像における横軸の中心には、フリーズ操作時刻を表す縦線が表示される。

図１２の重畳画像における領域ａ、ｂ、ｃは、組織ドプラスペクトラムにおける周波数の強度が閾値強度を超えている期間に対応する。重畳画像の背景における色相の変更は、第１の変形例と同様に実行される。

図１３は、血流ドプラ波形に、フリーズ操作後の組織ドプラ信号の強度値に応じて変更された色相と、フリーズ操作後の組織ドプラ波形とを重畳させた重畳図の一例を示す図である。図１３における血流ドプラ波形は、第1の速度表示スケールで表示される。図１３における組織ドプラ波形は、第２の速度表示スケールで表示される。血流ドプラ波形に組織ドプラ波形を重畳させるとき、血流ドプラ波形の時間軸は、組織ドプラ波形の時間軸に各々の時刻を一致させて重畳される。図１３のＢモード画像上には、入力部１４を介して操作者の指示により設定されたＲＯＩが表示されている。ＲＯＩ内には、入力部１４を介して操作者の指示により設定されたレンジゲートが表示されている。なお、レンジゲート内には、血管内腔と血管壁とが含まれている。図１３の重畳画像の右側の縦軸は、血流ドプラ波形に関する速度を表す軸である。図１３の重畳画像の左側の縦軸は、組織ドプラ波形に関する速度を表す軸である。重畳画像における横軸の中心には、フリーズ操作時刻を表す縦線が表示される。

図１３の重畳画像における領域ｄ、ｅは、血流ドプラスペクトラムの周波数が閾値周波数を超えている期間に対応する。重畳画像の背景における色相の変更は、組織ドプラスペクトラムに基づいて、第１の変形例と同様に実行される。

以上に述べた構成によれば、以下の効果を得ることができる。
本超音波診断装置１によれば、ドプラ信号発生部２６におけるフィルタ特性を変更することにより、一つの方位方向上のＲＯＩ内における受信信号に基づいて、血流ドプラ波形と組織ドプラ波形とを発生することができる。加えて、第１、第２の速度表示スケールで、血流ドプラ波形と組織ドプラ波形とを重畳表示することができる。これらのことから、操作者による表示画像の観察が容易となる。また、本超音波診断装置１は、受信信号を記憶部３４に記憶させ、操作者のフリーズ操作を契機として、組織ドプラ波形を発生することができる。また、組織ドプラ波形における周波数または周波数の強度に応じて、組織ドプラ画像の背景の色相または輝度を変更することができる。加えて、ドプラ信号発生部２６の構成が単純となり、超音波診断装置１のコストを低減させることができる。

（第３の実施形態）
以下、図面を参照して、第３の実施形態を説明する。
図１４は、第３の実施形態に係る超音波診断装置の構成を示す構成図である。第１、第２の実施形態との相違は、ＲＯＩ内の画素値に基づいて、ＲＯＩ内に複数のレンジゲートを設定し、設定されたレンジゲートごとにドプラ画像を発生することである。装置本体１２は、第１の実施形態の構成要素に加えて、レンジゲート決定部３７をさらに具備する。

関心領域設定部３２は、表示部１６で表示されたＢモード画像上に、入力部１４を介して入力された操作者の指示に従って、ＲＯＩを設定する。

レンジゲート決定部３７は、ＲＯＩ内の画素値に基づいて、ＲＯＩ内に複数のレンジゲートの位置を決定する。レンジゲート（Ｒａｎｇｅ ｇａｔｅ）の位置は、一つの方位方向上に設定される。以下説明を簡単にするため、ＲＯＩ内に決定されるレンジゲートは２種類であるものとする。一方は血流ドプラ用のレンジゲート（以下、血流ＲＧと呼ぶ）であって、他方は組織ドプラ用のレンジゲート（以下、組織ＲＧと呼ぶ）であるとする。レンジゲート決定部３７は、入力部１４を介した操作者の指示により、ＲＯＩ内に組織ＲＧの位置を決定する。なお、組織ＲＧの代わりに血流ＲＧであってもよい。なお、レンジゲート決定部３７は、組織ＲＧを、ＲＯＩ内の画素値を図示していないメモリに記憶された典型的な組織の画素値と比較することにより決定してもよい。

レンジゲート決定部３７は、組織ＲＧから方位方向に沿った複数の画素各々について、隣接する２つの画素の画素値を差分した差分値を計算する。なお、差分値の代わりに差分値の絶対値でもよい。レンジゲート決定部３７は、記憶部３４に記憶された所定の値を読み出す。計算された差分値が所定の値以上であれば、レンジゲート決定部３７は、この差分値に関する２つの画素の間を、組織と血管内腔との境界として決定する。所定の値とは、例えば、血管内腔の画素値と血管壁の画素値の差である。

レンジゲート決定部３７は、方位方向に沿って、決定された境界の画素から組織ＲＧの一方の端までの距離（以下、第１距離と呼ぶ）を計算する。レンジゲート決定部３７は、方位方向に沿って、決定された境界の画素から組織ＲＧの他方の端までの距離（以下、第２距離と呼ぶ）を計算する。レンジゲート決定部３７は、第１距離と第２距離とのうち、長い方の距離の２等分（以下、２等分距離と呼ぶ）を計算する。レンジゲート決定部３７は、組織ＲＧ内であって、境界から２等分距離離れた位置に、血流ＲＧを設定する。図１５は、表示部１６に表示されたＢモード画像上に設定されたＲＯＩ内に決定された組織ＲＧと血流ＲＧとの一例を示す図である。

なお、レンジゲート決定部３７は、入力部１４を介した操作者の指示により、ＲＯＩ内の一方の血管壁に合わせて組織ＲＧの位置を決定してもよい。この時、レンジゲート決定部３７は、他方の血管壁と血管内腔との境界を決定する。レンジゲート決定部３７は、一方の血管壁と血管内腔との境界と、他方の血管壁と血管内腔との境界との中間の位置に、血流ＲＧを設定する。図１６は、表示部１６に表示されたＢモード画像上に設定されたＲＯＩ内の血管壁に決定された組織ＲＧと血流ＲＧとの一例を示す図である。

レンジゲート決定部３７は、血流ＲＧの位置（深さ）に対応する遅延時間（以下、血流ＲＧ時間と呼ぶ）を発生する。血流ＲＧ時間は、血流ＲＧと圧電振動子との間の距離を超音波が往復伝搬する時間である。レンジゲート決定部３７は、組織ＲＧの位置（深さ）に対応する遅延時間（以下、組織ＲＧ時間と呼ぶ）を発生する。組織ＲＧ時間は、組織ＲＧと圧電振動子との間の距離を超音波が往復伝搬する時間である。レンジゲート決定部３７は、レートパルスから血流ＲＧ時間遅延させたタイミングで、所定のパルス幅のサンプリングパルス（以下、血流サンプリングパルスと呼ぶ）を発生する。レンジゲート決定部３７は、レートパルスから組織ＲＧ時間遅延させたタイミングで、所定のパルス幅のサンプリングパルス（以下、組織サンプリングパルスと呼ぶ）を発生する。レンジゲート決定部３７は、血流サンプリングパルスを後述する第１サンプルホールド回路（以下第１ＳＨ回路と呼ぶ）４４に出力する。レンジゲート決定部３７は、組織サンプリングパルスを後述する第２サンプルホールド回路（以下第２ＳＨ回路と呼ぶ）５１に出力する。

図１７を参照して、ドプラ信号発生部２６について説明する。図１７は、本実施形態の超音波診断装置１におけるドプラ信号発生部２６の構成を示す構成図である。ドプラ信号発生部２６は、ミキサ（ｍｉｘｅｒ）４０、第１の低域通過フィルタ（以下第１ＬＰＦと呼ぶ）４２、第１サンプルホールド（Ｓａｍｐｌｅ Ｈｏｌｄ：以下ＳＨと呼ぶ）回路４３、ウォールフィルタ４６、第１のアナログディジタル変換器（以下、第１Ａ／Ｄと呼ぶ）４８、第１周波数分析器（Ｆａｓｔ Ｆｏｕｒｉｅｒ Ｔｒａｎｓｆｏｒｍ：以下、第１ＦＦＴと呼ぶ）５０、第２ＳＨ回路５１、第２の低域通過フィルタ（以下第２ＬＰＦと呼ぶ）５２、第２のアナログディジタル変換器（以下、第２Ａ／Ｄと呼ぶ）５４、第２周波数分析器（Ｆａｓｔ Ｆｏｕｒｉｅｒ Ｔｒａｎｓｆｏｒｍ：以下、第２ＦＦＴと呼ぶ）５６を有する。

ミキサ４０は、超音波受信部２２から出力された信号に、送信周波数と同じ周波数ｆ_０を有する基準信号を掛け合わせる。この掛け合わせにより、ドプラ偏移周波数ｆ_ｄの信号（以下、ドプラ信号と呼ぶ）と（２ｆ_０＋ｆ_ｄ）の周波数成分を有する信号とが得られる。第１ＬＰＦ４２は、ミキサからの２種の周波数成分を有する信号のうち、高い周波数成分（２ｆ_０＋ｆ_ｄ）の信号を取り除く。

第１ＳＨ回路４３は、血流サンプリングパルスに従って、ドプラ信号の一部分を、サンプリングしホールドする。

ウォールフィルタ４６は、血流に起因したドプラ信号（以下、血流ドプラ信号とよぶ）を抽出するために、第１ＳＨ回路４３の出力から、血管壁および心臓の弁等の運動に起因する速度に対応するドプラ信号（以下、組織ドプラ信号と呼ぶ）を除去する。ウォールフィルタ４６は、血流ドプラ信号を第１Ａ／Ｄ４８へ出力する。第１Ａ／Ｄ４８は、血流ドプラ信号をディジタル信号に変換する。

第１ＦＦＴ５０は、ディジタル信号に変換された血流ドプラ信号に対して、高速フーリエ変換により周波数分析を実行する。第１ＦＦＴ５０は、周波数分析の結果に基づいて、血流ドプラ信号の周波数スペクトラムを発生する。第１ＦＦＴ５０は、血流ドプラ信号の周波数スペクトラム（以下、血流ドプラスペクトラムと呼ぶ）を、後述する画像発生部２８と速度表示スケール決定部３０とに出力する。血流ドプラスペクトラムは、時間に対する血流ドプラ信号の周波数とこの周波数の強度とを示している。血流ドプラ信号の周波数は、血流速度に対応する。

第２ＳＨ回路５１は、組織サンプリングパルスに従って、ドプラ信号の一部分を、サンプリングしホールドする。

第２ＬＰＦ５２は、組織ドプラ信号を抽出するために、第２ＳＨ回路５１の出力から、血流ドプラ信号を除去する。第２ＬＰＦ５２は、組織ドプラ信号を第２Ａ／Ｄ５４へ出力する。第２Ａ／Ｄ５４は、組織ドプラ信号をディジタル信号に変換する。第２ＦＦＴ５６は、ディジタル信号に変換された組織ドプラ信号に対して、高速フーリエ変換により周波数分析を実行する。

第２ＦＦＴ５６は、周波数分析の結果に基づいて、組織ドプラ信号の周波数スペクトラムを発生する。第２ＦＦＴ５６は、組織ドプラ信号の周波数スペクトラム（以下、組織ドプラスペクトラムと呼ぶ）を、後述する画像発生部２８と速度表示スケール決定部３０とに出力する。組織ドプラスペクトラムは、時間に対する組織ドプラ信号の周波数とこの周波数の強度とを示している。組織ドプラ信号の周波数は、組織の運動速度に対応する。以下、説明を簡単にするために、組織の運動速度は血管壁の運動速度であるものとする。

画像発生部２８は、Ｂモード信号を、位置情報に従って専用のメモリに配置（配置処理）する。続いて、画像発生部２８は、超音波走査線間のＢモード信号を補間する（補間処理）。画像発生部２８は、配置処理と補間処理とによって、複数のピクセルから構成されるＢモード画像を発生する。各ピクセルは、由来するＢモード信号の強度（振幅）に応じた画素値を有する。

画像発生部２８は、ドプラ信号発生部２６から出力された血流ドプラスペクトラムに基づいて、血流ドプラ画像を発生する。血流ドプラ画像は、縦軸を血流に起因するドプラ偏移周波数、横軸を時間、血流ドプラ信号の信号強度を輝度または画素値の大きさとして表された波形（以下、血流ドプラ波形と呼ぶ）を示す画像である。

画像発生部２８は、ドプラ信号発生部２６から出力された組織ドプラスペクトラムに基づいて、組織ドプラ画像を発生する。組織ドプラ画像は、縦軸を組織（例えば、血管壁）に起因するドプラ偏移周波数、横軸を時間、組織ドプラ信号の信号強度を輝度または画素値の大きさとして表された波形（以下、組織ドプラ波形と呼ぶ）を示す画像である。

画像発生部２８は、図示していないフレームメモリ等を有する。画像発生部２８は、Ｂモード画像、血流ドプラ波形、組織ドプラ波形に、種々のパラメータの文字情報および目盛等を合成する。画像発生部２８は、合成した画像を表示部１６に出力する。画像発生部２８は、血流ドプラ波形に、組織ドプラ波形を、時相を合わせて重ね合わせた画像（以下、重畳画像と呼ぶ）を発生する。なお、画像発生部２８は、重畳画像とＢモード画像とを合成した合成画像を発生してもよい。以下、Ｂモード画像、血流ドプラ波形、組織ドプラ波形を超音波画像と呼ぶ。

記憶部３４は、フォーカス深度の異なる複数の受信遅延パターン、本超音波診断装置１の制御プログラム、診断プロトコル、送受信条件等の各種データ群、Ｂモード信号発生部２４で発生されたＢモード信号、ドプラ信号発生部２６で発生された血流ドプラスペクトラムおよび組織ドプラスペクトラム、画像発生部２８で発生されたＢモード画像、血流ドプラ波形、組織ドプラ波形などの超音波画像、レンジゲート決定部３７で用いられる所定の値等を記憶する。

表示部１６は、画像発生部２８にから出力されたＢモード画像を表示する。表示部１６は、画像発生部２８により発生された重畳画像を表示する。表示部１６は、画像発生部２８により発生された血流ドプラ波形を表示する。表示部１６は、画像発生部２８により発生された組織ドプラ波形を表示する。表示部１６は、Ｂモード画像上にＲＯＩを表示する。表示部１６は、ＲＯＩ内に血流ＲＧおよび組織ＲＧを表示する。

入力部１４は、操作者の指示に従って、ＲＯＩを入力する。入力部１４は、操作者の指示に従って、ＲＯＩ内に組織ＲＧと血流ＲＧとのうち少なくとも一方を入力する。

（レンジゲート決定機能）
レンジゲート決定機能とは、Ｂモード画像の画素値に基づいて、Ｂモード画像上に設定されたＲＯＩ内に複数のレンジゲートを決定する機能である。以下、レンジゲート決定機能に従う処理（以下、レンジゲート決定処理と呼ぶ）を説明する。

図１８は、レンジゲート決定処理の手順を示すフローチャートである。
受信信号に基づいて、Ｂモード画像が発生される（ステップＳｃ１）。発生されたＢモード画像上に、ＲＯＩが設定される（ステップＳｃ２）。ＲＯＩ内に組織ＲＧが設定される（ステップＳｃ３）。ＲＯＩ内の画素値と組織ＲＧとを用いて、血流ＲＧが決定される（ステップＳｃ４）。に基づいて、血管内腔と血管壁とにそれぞれ対応する２種のレンジゲートが決定される。受信信号と血流ＲＧとを用いて血流ドプラ波形が発生される（ステップＳｃ５）。受信信号と組織ＲＧとを用いて組織ドプラ波形が発生される（ステップＳｃ６）。血流ドプラ信号に関する速度分布範囲に基づいて、第１の速度表示スケールが決定される（ステップＳｃ７）。組織ドプラ信号に関する速度分布範囲に基づいて、第２の速度表示スケールが決定される（ステップＳｃ８）。血流ドプラ波形が、血流ドプラ信号に基づいて、第１の速度表示スケールで発生される（ステップＳｃ９）。組織ドプラ波形が、組織ドプラ信号に基づいて、第２の速度表示スケールで発生される（ステップＳｃ１０）。血流ドプラ波形と組織ドプラ波形とに基づいて発生された重畳画像が、時間軸の時刻を一致させて表示部１６で表示される（ステップＳｃ１１）。

以上に述べた構成によれば、以下の効果を得ることができる。
本超音波診断装置１によれば、ＲＯＩ内の画素値に基づいて、一つの方位方向上のＲＯＩ内に複数のレンジゲートを決定することができる。また、一つの方位方向におけるＲＯＩ内の受信信号を用いて、複数のレンジゲートにそれぞれ対応する複数のドプラ波形を発生することができる。例えば、複数のレンジゲートが血管内腔とこの血管内腔の方位方向における血管壁とに決定された２つのレンジゲートである場合、本超音波診断装置１によれば、血流ドプラ波形と組織ドプラ波形とを発生することができる。加えて、第１、第２の速度表示スケールで、血流ドプラ波形と組織ドプラ波形とを重畳表示することができる。これらのことから、操作者による表示画像の観察が容易となる。加えて、本超音波診断装置１によれば、複数のレンジゲートの設定操作が不要となるため、複数のレンジゲートの設定操作の煩雑さが改善される。これにより、検査効率が向上する。

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…超音波診断装置、１０…超音波プローブ、１２…装置本体、１４…入力部、１６…表示部、２０…超音波送信部、２２…超音波受信部、２４…Ｂモード信号発生部、２６…ドプラ信号発生部、２８…画像発生部、３０…速度表示範囲決定部、３２…関心領域設定部、３４…記憶部、３６…制御部、３７…レンジゲート決定部、３８…インターフェース部、３９…フィルタ変更部、４０…ミキサ、４２…第１ＬＰＦ、４３…第１サンプルホールド回路、４４…サンプルホールド回路、４５…可変フィルタ、４６…ウォールフィルタ、４８…第１Ａ／Ｄ、４９…Ａ／Ｄ、５０…第１ＦＦＴ、５１…第２サンプルホールド回路、５２…第２ＬＰＦ、５４…第２Ａ／Ｄ、５６…第２ＦＦＴ

Claims (11)

1. 超音波プローブと、
   前記超音波プローブを介して、被検体へ向けて超音波を送信する超音波送信部と、
   前記超音波に対応する反射波に基づいて受信信号を発生する超音波受信部と、
   前記受信信号に基づいて、１つの方位方向における関心領域内の血流に起因した第１ドプラ信号と前記関心領域内の組織に起因した第２ドプラ信号とを、それぞれ発生するドプラ信号発生部と、
   前記第１ドプラ信号に関する速度分布範囲に基づいて第１の速度表示スケールを決定し、前記第２ドプラ信号に関する速度分布範囲に基づいて第２の速度表示スケールを決定する速度表示スケール決定部と、
   前記第１ドプラ信号に基づいて血流ドプラ画像を発生し、前記第２ドプラ信号に基づいて組織ドプラ画像を発生する画像発生部と、
   前記血流ドプラ画像を前記第１の速度表示スケールで表示し、前記組織ドプラ画像を前記第２の速度表示スケールで表示する表示する表示部と、
   を具備し、
   前記速度表示スケール決定部は、前記第１の速度表示スケールに比べて拡大した速度表示スケールを、前記第２の速度表示スケールとして決定すること、
   を特徴とする超音波診断装置。
2. 超音波プローブと、
   前記超音波プローブを介して、被検体へ向けて超音波を送信する超音波送信部と、
   前記超音波に対応する反射波に基づいて受信信号を発生する超音波受信部と、
   前記受信信号に基づいて、１つの方位方向における関心領域内の血流に起因した第１ドプラ信号と前記関心領域内の組織に起因した第２ドプラ信号とを、それぞれ発生するドプラ信号発生部と、
   前記第１ドプラ信号に関する速度分布範囲に基づいて第１の速度表示スケールを決定し、前記第２ドプラ信号に関する速度分布範囲に基づいて第２の速度表示スケールを決定する速度表示スケール決定部と、
   前記第１ドプラ信号に基づいて血流ドプラ画像を発生し、前記第２ドプラ信号に基づいて組織ドプラ画像を発生する画像発生部と、
   前記血流ドプラ画像を前記第１の速度表示スケールで表示し、前記組織ドプラ画像を前記第２の速度表示スケールで表示する表示する表示部と、
   を具備し、
   前記速度表示スケール決定部は、前記第２の速度表示スケールに比べて縮小した速度表示スケールを、前記第１の速度表示スケールとして決定すること、
   を特徴とする超音波診断装置。
3. 超音波プローブと、
   前記超音波プローブを介して、被検体へ向けて超音波を送信する超音波送信部と、
   前記超音波に対応する反射波に基づいて受信信号を発生する超音波受信部と、
   前記受信信号に基づいて、１つの方位方向における関心領域内の血流に起因した第１ドプラ信号と前記関心領域内の組織に起因した第２ドプラ信号とを、それぞれ発生するドプラ信号発生部と、
   前記第１ドプラ信号に関する速度分布範囲に基づいて第１の速度表示スケールを決定し、前記第２ドプラ信号に関する速度分布範囲に基づいて第２の速度表示スケールを決定する速度表示スケール決定部と、
   前記第１ドプラ信号に基づいて血流ドプラ画像を発生し、前記第２ドプラ信号に基づいて組織ドプラ画像を発生する画像発生部と、
   前記血流ドプラ画像を前記第１の速度表示スケールで表示し、前記組織ドプラ画像を前記第２の速度表示スケールで表示する表示する表示部と、
   を具備し、
   前記画像発生部は、前記血流ドプラ画像における時間軸の時刻と前記組織ドプラ画像における時間軸の時刻とを一致させて、前記血流ドプラ画像に前記組織ドプラ画像を重畳させた画像を発生すること、
   を特徴とする超音波診断装置。
4. 超音波プローブと、
   前記超音波プローブを介して、被検体へ向けて超音波を送信する超音波送信部と、
   前記超音波に対応する反射波に基づいて受信信号を発生する超音波受信部と、
   前記受信信号に基づいて、１つの方位方向における関心領域内の血流に起因した第１ドプラ信号と前記関心領域内の組織に起因した第２ドプラ信号とを、それぞれ発生するドプラ信号発生部と、
   前記受信信号に基づいて、Ｂモード信号を発生するＢモード信号発生部と、
   前記Ｂモード信号に基づいて、Ｂモード画像を発生する画像発生部と、
   前記Ｂモード画像の前記方位方向上に、操作者からの指示に従って前記関心領域を設定する関心領域設定部と、
   前記関心領域における画素値に基づいて、前記関心領域内に複数のレンジゲートの位置を決定するレンジゲート決定部と、
   を具備し、
   前記ドプラ信号発生部は、前記受信信号に基づいて、前記レンジゲートの位置にそれぞれ対応した複数のドプラ信号を発生し、
   前記ドプラ信号各々に関する速度分布範囲に基づいて、前記ドプラ信号にそれぞれ対応する複数の速度表示スケールを決定する速度表示スケール決定部と、
   前記ドプラ信号各々に基づいて、前記ドプラ信号にそれぞれ対応する複数のドプラ画像を発生する画像発生部と、
   前記ドプラ画像に対応する前記速度表示スケールで、前記ドプラ画像を表示する表示部と、
   をさらに具備することを特徴とする超音波診断装置。
5. 前記レンジゲート決定部は、前記複数のレンジゲートのうち少なくとも２つのレンジゲートについて、一方のレンジゲートの範囲内に他方のレンジゲートを含ませるために、前記複数のレンジゲート位置を決定すること、
   を特徴とする請求項４に記載の超音波診断装置。
6. 前記関心領域内の前記レンジゲートの位置を、前記操作者からの指示に従って入力する入力部をさらに具備し、
   前記レンジゲート決定部は、前記入力部から入力された指示に基づいて、前記レンジゲートの位置を調整すること、
   を特徴とする請求項４に記載の超音波診断装置。
7. 前記ドプラ信号発生部は、フィルタ特性を変更可能な可変フィルタをさらに有し、
   前記可変フィルタにおけるフィルタ特性を、前記受信信号から前記第１ドプラ信号を抽出するためのフィルタ特性から、前記受信信号から前記第２ドプラ信号を抽出するためのフィルタ特性へ変更させるフィルタ変更部をさらに具備すること、
   を特徴とする請求項１乃至６のうちいずれか一項に記載の超音波診断装置。
8. 前記ドプラ信号発生部は、前記第１ドプラ信号の発生に関するフーリエ変換で用いられるサンプル数に比べて多いサンプル数を用いて、前記受信信号をフーリエ変換することにより、前記第２ドプラ信号を発生すること、
   を特徴とする請求項１乃至７のうちいずれか一項に記載の超音波診断装置。
9. 前記超音波送信部は、前記血流の速度及び前記組織の運動速度にそれぞれ対応した所定の送信条件で超音波を送信すること、
   を特徴とする請求項１乃至８のうちいずれか一項に記載の超音波診断装置。
10. 前記所定の送信条件は、パルス繰り返し周波数であること、
    を特徴とする請求項９に記載の超音波診断装置。
11. 前記超音波受信部は、前記血流の速度及び前記組織の運動速度にそれぞれ対応した所定の受信条件で超音波を受信すること、
    を特徴とする請求項１乃至１０のうちいずれか一項に記載の超音波診断装置。