JP6390193B2 - 超音波診断装置、超音波診断装置の制御方法、および、プログラム - Google Patents

Description

本発明は、超音波診断装置、及び超音波診断装置の制御方法に関する。特に、被検体内の腫瘍の種別を判定する超音波診断装置及び超音波診断装置の制御方法に関する。

上記超音波診断装置および診断位置特定方法は、超音波プローブを用いて被検体に超音波を送信すると共に、被検体から到来する反射超音波を受信して、反射超音波信号に従って超音波画像を得る。かかる超音波画像を観察することで、医療従事者は、動脈硬化及び血管疾患の有無を診断することができる。
超音波診断装置による診断対象としては、内膜中膜複合体厚（Intima Media Thickness、以下IMT）やプラークが知られている。IMTは、血管壁の内膜と中膜とをあわせた膜の厚さである。プラークとは、血管の内壁が局所的に血管の内側（内腔）に突出した隆起性病変を意味する。このプラークは、血栓、脂肪性、及び繊維性など様々な形態をとり、頚動脈の狭窄及び閉塞、並びに、脳梗塞及び脳虚血を起こす恐れがある。一般的に動脈硬化は全身的に進行すると考えられており、主に表在性の頚動脈が動脈硬化の進行度合いを判断する際の計測対象となっている。表在性の頚動脈におけるプラークの有無を診断することが動脈硬化の早期発見に不可欠となる。

特許第４６７７１９９号公報 特開２００８-１８８１９３号公報

超音波画像は、反射超音波信号を復号化することで得られた音線データを画像化して血管断層を示したものである。一枚の断層像に写る範囲は数センチ程度であるから、専門的な知識がない患者に、かかる超音波画像を見せたとしても、血管の何処にプラークが見受けられたのかの判断がつかず、患者は、診断結果を客観的事実として受け止めることはできない。診断値の羅列を患者に提示する場合でも同様である。

そのような観点から、超音波診断にあたっては、プラークの位置、IMT等を書き加えた頸動脈の線図(シェーマ)を検査レポートに掲載することにし、検査レポートの充実化を図っていた。しかしながら、医療従事者によって書かれたものであったとしても、検査レポートに掲載されるプラークは、ラフなタッチの手書きで描画されることが多く、診断部位が正確に描写にされないという問題がある。他方、検査レポートの掲載するシェーマのために、正確な作図を求めるのは、日々の業務に追われる医療従事者にとって負担が大きい。

本発明の目的は、相応の信頼性をもつ検査レポートを、簡易に作成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。
上記目的は、診断対象への超音波走査により得られた複数の超音波画像を解析する超音波診断装置であって、
前記複数の超音波画像には、診断対象の形状解析のための素材画像群と、診断画像とがあり、診断画像からは、診断対象における特定の部位の診断値が解析され、
素材画像群から解析される診断対象の形状に基づいて、診断対象の形状を概略化して示す概略図を生成する生成回路と、
診断画像に表された診断対象の部分的な形状と、素材画像群に表された診断対象の形状全体との相対的な位置関係を示す相対位置を算出する算出回路と、
概略図に表され
た概略的な形状のうち何処が、診断値の対象となった特定の部位に対応するかを相対位置に従って特定して、概略図におけるその特定された位置に、診断値を重畳する重畳回路と
を備える超音波診断装置により達成される。

素材画像群にて概略的に示される形状全体と、診断画像に示される部分との相対的な位置関係が相対位置情報に示され、これに基づき診断値の対象となった部位の位置を概略図から特定するので、測定対象の線図をわざわざ描かなくても、診断値にあたる測定部位が立体形状において何処にあたるかを視覚的に理解することができる。かかる概略図を用いることで相応の信憑性をもつ診断レポートの作成が可能になるから、超音波診断に関する医療業務を大きく改善することができる。

実施の形態１にかかる超音波診断装置の外観構成を示す。 （ａ）は、医療従事者が被検体上で超音波プローブを直線的に移動させながら、順次、反射超音波を取得する状況を模式的に示す。図２（ｂ）は、超音波走査の第１の過程を示す。図２（ｃ）は、超音波走査の第２の過程を示す。 （ａ）は、コンピュータグラフィクス画像に、診断値が重畳された概略図を示し、図３（ｂ）は、線図に診断値が重畳された概略図を示す。 実施の形態１に係る超音波診断装置１５０の内部構成を示すブロック図である。 Bモード画像生成部１０４、画像解析計測部１０５、概略図生成部１０６、相対位置算出部１０７、計測データ重畳部１０８間のデータフローを示す図である。 ６cmの範囲のスキャンで得られた複数の短軸像と、長さ方向の超音波走査で得られた長軸像とを示す。 （ａ）は、複数の短軸像を示す。図７（ｂ）は、シェーマの一例を示す。図７（ｃ）は、グラフの面積で、相対位置を探索する場合の過程を示す。図７（ｄ）は、長軸像グラフと、シェーマとの重ね合わせを示す。 表示部１１１が存在する現実空間と、コンピュータグラフィクス画像生成のための3D仮想空間との関係を示す図である。 （ａ）は、基点位置における立体形状モデルの断面を示す。図９（ｂ）は、立体形状モデルから抽出することができる複数の内腔内膜境界の輪郭線を示す。 （ａ）は、複数の短軸像における画素P1,P11,P21,P31,P41を通過する内腔内膜輪郭線である。図１０（ｂ）は、内腔内膜輪郭線lin1に対応する変動情報の一例を示す。 （ａ）は、複数の短軸像における内腔内膜輪郭線と、長軸像における内腔内膜輪郭線とを示す。図１１（ｂ）は、Y字部基点グラフと、長軸像グラフとの対比を示す。図１１（ｃ）は、Rzに長軸像グラフを配置して、長軸像グラフを、立体形状モデルに重ね合わせる状況を示す。 検査レポート作成の処理手順を示すフローチャートである。 概略図作成の処理手順を示すフローチャートである。 延在方向における相対位置算出の処理手順を示すフローチャートである。 延在方向における相対位置算出の処理手順の続きを示すフローチャートである。 重畳画像生成の処理手順を示すフローチャートである。 実施の形態２に係る超音波診断装置１５２の内部構成を示すブロック図である。 実施の形態２における検査レポート作成の処理手順を示すフローチャートである。 実施の形態３における延在方向の立体形状モデルに基づき相対位置算出手順を示すフローチャートである。

本発明者は、「背景技術」の欄において記載した超音波診断装置に関し、以下の問題が生じることを見出した。
検査レポートの作成を効率化するには、レポート作成支援ソフトウェア等をワークステーションに導入して、かかるソフトウェアを利用することで検査レポートを作成することも考えられる。この場合には、マウスやタブレット、キーボードなどの入力機器を用いてプラーク形状を描画し、コメントを記載することが一般的である。しかし、診断に用いられる超音波診断装置とは別に、ワークステーションを操作するというのでは操作者にとって繁雑であり、手書きの書き込みよりもかえって重荷になる場合もある。そこで、検査レポートの自動作成機能(オートレポート機能)を具備した超音波診断装置の実施化を検討した。

かかる超音波診断装置では、超音波画像の撮影にあたって、その超音波画像がどの位置に相当する断層像なのかを記録する。超音波画像の撮影位置の取得のため、位置センサを利用することも視野に入れたが、記録される断層像の位置の信頼性を高めるには、高精度な位置センサが必要となり、高コスト化をもたらすので断念した。
そもそもレポートへの手書きシェーマの掲載は患者の理解のためであり、高い精度は必要ではなく、簡易で手軽なものが求められる。患者が理解しやすいような図式を含む検査レポートを簡易かつ迅速に作成するような超音波診断装置は従来には存在しない。

そこで発明者らは、高精度な位置センサを導入することなく、より簡易に検査レポートを作成することができる超音波診断装置を実施することにした。
簡易に検査レポートを作成することができる超音波診断装置の実施の形態について、図面を参照しながら説明する。ここで超音波診断装置の構成要件である生成回路、算出回路、重畳回路は、例えばASIC（Application Specific Integrated Circuit）やFPGA（Field Programmable Gate Array）などといったハードウエア回路として構成してもよいし、プログラムにより構成してもよい。なお、以下で説明する実施の形態は、いずれも包括的または具体的な例を示すものである。以下の実施の形態で示される数値、形状、材料、構成要素、構成要素の配置位置及び接続形態、ステップ、ステップの順序などは、一例であり、本発明を限定する主旨ではない。また、以下の実施の形態における構成要素のうち、最上位概念を示す独立請求項に記載されていない構成要素については、任意の構成要素として説明される。

（実施の形態１）
本実施の形態に係る超音波診断装置の概略構成を説明する。図１は、本発明にかかる超音波診断装置の外観構成を示す。本図に示すように超音波診断装置は、プローブ１０１、表示部１１１を一体化した医療機器であり、医療現場で用いられる。
プローブ１０１は、超音波の送信を行い、被検体からの反射超音波信号を受信する。

表示部１１１は、LCD（Liquid crystal display、液晶ディスプレイ）などであり、反射超音波信号から生成されたBモード画像、概略図、診断値などを表示する。
超音波診断装置１５０は、超音波診断を実現するため、画像診断機能、ネットワーク通信機能を提供する処理装置である。画像診断機能は、プローブ１０１が受信した反射超音波信号に基づき超音波画像（例えばBモード画像）を形成して、このBモード画像を解析することで、特定の部位における診断値を取得し、かかる診断値に基づく処理を実現する機能である。ネットワーク機能は、例えば、上記の診断値を元に作成された検査レポートをネットワークを通じて印刷したり、サーバ装置にデータとして保存するための機能である。この他、超音波診断装置１５０には、表示部１１１の画面内の任意の部位を指示するためのポインティングデバイス、検査レポートの文面を入力するためのキーボードが存在する。

図２を参照しながら、超音波診断装置１５０の用法を示す。超音波診断装置の操作者は医師、臨床検査技師等の医療従事者であり、プローブ１０１を把持して被験者の首に当てて超音波走査を行うことで診断を行う。診断結果は、表示部１１１にリアルタイムに表示される。図２（ａ）は、医療従事者が被検体上で超音波プローブを直線的に移動させながら、順次、反射超音波を取得する状況を模式的に示す。

プローブ１０１を用いた超音波走査は、2つの過程でなされる。図２（ｂ）は、超音波走査の第１の過程を示す。第１の過程は、短軸スキャンであり、頸動脈の延在方向に垂直な断面が描出されるように、患者の首に対して横方向にプローブ１０１をあてて、頚動脈の長軸方向に沿って一方向に移動させる。かかる移動により、対象血管の延在方向に垂直な断面のBモード画像(以下、短軸像と呼ぶ。また、複数の短軸像が素材画像群に該当する)が得られる。操作者の技量にもよるが、超音波プローブによるスキャン速度は、0.5cm／秒前後であり、約6cmの範囲がスキャンされて256枚の短軸像が得られる。個々の短軸像は、0から255までのフレーム番号で識別される。尚、スキャン範囲、フレーム枚数は検査ごとにまちまちであり、上記の6cm、256枚という数値は単なる一例に過ぎないことは留意されたい。

図２（ｃ）は第２の過程を示す。第２の過程は、患者の喉に対して縦方向にプローブ１０１をあてて、超音波走査を行う過程である。これは、診断対象である血管の延在方向に対して平行な断面のBモード画像(以下、長軸像と呼ぶ。また、かかる長軸像が、診断画像にあたる)を得るためである。Bモード画像生成は時系列的に連続で行うことも可能である。長軸像を取得することの理由は以下の通りである。IMT等は、精密な測定を必要とし、Bモード画像そのものの測定が必要になるため、血管の広い範囲を網羅する長軸像を必要とするからであり、また学会では、IMTは長軸像で測定することが奨励されているためである。

プローブ１０１による操作がなされている間、表示部１１１には、超音波走査により得られた長軸像、短軸像、概略図が表示される。図３（ａ）は、表示部１１１の表示内容の一例を示す。本図に示すように、表示部１１１の画面には、3つの短軸像を表示するための表示用のウィンドゥsc1,2,3と、例えば、概略図用のウィンドゥsc4と、長軸像用のウィンドゥsc5が割り当てられる。概略図用のウィンドゥには、印刷アイコンic1が存在する。このアイコンを操作することで、表示部１１１における概略図を紙面上に印刷することができる。このように表示部１１１には、長軸像、短軸像、概略図が表示され、被験者の診断対象の状態を多面的に捉えるようにしている。

概略図には、血管のコンピュータグラフィクス画像に診断値を重畳したものと、血管断面を描いた線図(シェーマ)に診断値を重畳したものとがある。図３（ａ）は、コンピュータグラフィクス(CG)画像に、診断値が重畳された概略図の画像を示し、図３（ｂ）は、線図に、診断値が重畳された概略図の画像を示す。操作者は、超音波診断装置１５０のポインティングデバイスを用いることで、図３の個々のウィンドゥにおける表示設定を切り替えることができる。具体的には、概略図のウィンドゥを、シェーマ／CGの何れかに変更することができるし、また、短軸像，長軸像を消去して、概略図を全画面表示にすることもできる。図２（ａ）〜（ｃ）に示したようなプローブ操作を行う際、シェーマ又はCGによる概略図が図３（ａ）（ｂ）に示すようにディスプレイに表示され、ユーザに提示されるので、シェーマ又はCGによる概略図表示に問題がないかどうかの判断を迅速にすることができる。以上が超音波診断装置１５０の画面構成についての説明である。続いて、本実施の形態に係る超音波診断装置１５０の構成を説明する。

図４は、本実施の形態に係る超音波診断装置１５０の内部構成を示すブロック図である。図４に示す超音波診断装置１５０は、制御部１０２と、送受信部１０３と、Bモード画像生成部１０４と、画像解析計測部１０５と、概略図生成部１０６と、相対位置算出部１０７と、計測データ重畳部１０８と、データ格納部１１０とを備える。また、超音波診断装置１５０の外部には、プローブ１０１と、表示部１１１とがあり、それぞれ、超音波診断装置１５０に接続されている。図４に示した制御部１０２、送受信部１０３、Bモード画像生成部１０４、画像解析計測部１０５、概略図生成部１０６、相対位置算出部１０７、計測データ重畳部１０８といった構成要件は一個の回路部品とすることができるし、複数の回路部品の集合体にすることもできる。

制御部１０２は、CPU,ROM,RAMから構成され、超音波診断装置１５０に含まれる各処理部の制御を行う。以降、特に明記しないが、制御部１０２が各処理部の動作を制御する。例えば、制御部１０２は、動作タイミングなどを制御しながら各処理部に処理を実行させる。
送受信部１０３は、プローブ１０１の超音波振動子を駆動させて超音波を発生させると共に、プローブ１０１が被検体から受信した反射超音波信号を受信する。

Bモード画像生成部１０４は、反射超音波信号に対しフィルタ処理を行ったのち、包絡線検波を行う。さらに、包絡線検波により取得した信号に対して対数変換及びゲイン調整を行うことでBモード画像を生成する。
画像解析計測部１０５は、対象となる画像が短軸像であれば、中膜外膜境界の輪郭を示す閉曲線と、内腔内膜輪郭を示す閉曲線とを抽出し、両輪郭の間の距離を内中膜の厚みとして計測する。対象となる画像が長軸像であれば、中膜外膜境界の輪郭と、内腔内膜輪郭とを直線、あるいは、曲線として抽出し、両輪郭の間の距離を厚みとして計測する。

概略図生成部１０６は、画像解析計測部１０５により計測された厚み値、あるいは、短軸像群に基づいて、対象血管の概略図を生成する。
相対位置算出部１０７は、短軸像群、および、長軸像を解析することで計測された診断値に基づいて、概略図中の相対位置を算出する。具体的にいうと、相対位置算出部１０７は、複数の短軸像から解析される診断対象の形状全体の中で、長軸像に示される部分的な形状と最も類似しているのは何処かを探索し、探索で判明した、最も類似している位置を相対位置とした相対位置情報を生成する。

計測データ重畳部１０８は、長軸像から計測された診断値と、相対位置算出部で算出された相対位置情報とをもとに、対象血管の概略図上の対応位置に診断値を重畳して合成画像を得る。
データ格納部１１０は、Bモード画像生成部１０４が生成するBモード画像を格納したファイル、概略図生成部１０６が生成する概略図を格納したファイル、画像解析計測部の解析で得られた解析結果を格納したファイル、及び、計測データ重畳部１０８が生成する重畳画像２０６を格納したファイルが文書ファイルと共に格納される。この文書ファイルは、検査レポートの文面であり、概略図に示すように、短軸像群、長軸像との組合せにより検査レポートを構成する。その他、データ格納部１１０には、シェーマモデルのデータファイルが格納される。シェーマモデルとは、血管断面の一般形状を表した図形データであり、その線幅や内部の色を自由に変化させることができる。このシェーマの線幅を変化させることで、内中膜の厚みが異なるような血管を描いたシェーマの様々なバリエーションを生み出すことができる。

構成要件間で、Bモード画像、及び、関連する情報がどのように流れるかというデータフローについて説明する。図５は、Bモード画像生成部１０４、画像解析計測部１０５、概略図生成部１０６、相対位置算出部１０７、計測データ重畳部１０８間のデータフローを示す図である。図５中の太線は、短軸像群、及び、これに対応する解析結果の流れを示し、破線は、対象血管の診断対象となる長軸像、及び、これに対応する診断値の流れを示す。

プローブ１０１から反射超音波信号、あるいは、Bモード画像の入力があると、画像解析計測部１０５は、反射超音波信号、あるいは、Bモード画像をもとに、画像解析を行い、対象血管のIMTを算出する。複数フレームの短軸像群の解析で得られた血管壁厚みは概略図生成部１０６に、長軸像から解析された診断値は、相対位置算出部１０７及び計測データ重畳部１０８に引き渡される。

概略図生成部１０６は、複数フレームの短軸像群から解析された血管壁厚みに基づいて対象血管の概略図を生成して計測データ重畳部１０８に引き渡す。
相対位置算出部１０７は、長軸像上で計測された診断値に基づいて、概略図における長軸像の相対位置を算出して、当該相対位置を示す相対位置情報を計測データ重畳部１０８に引き渡す。

計測データ重畳部１０８は、概略図生成部１０６から引き渡された対象血管の概略図と、画像解析計測部１０５から引き渡された長軸像の診断値と、相対位置算出部１０７で算出された相対位置とをもとに、対象血管の概略図上の対応位置に診断値を重畳した画像（重畳画像）を生成する。
以下、具体例を交えながら、超音波診断装置の構成要件である画像解析計測部１０５、概略図生成部１０６、相対位置算出部１０７、計測データ重畳部１０８による概略図生成の過程を説明する。ここで想定する具体例は、血管においてプラークが存在した部位をシェーマ概略図上に表示するというものである。

図６は、６cmの範囲のスキャンで得られた複数の短軸像と、長さ方向の超音波走査で得られた長軸像とを示す。両者を比較すると、短軸スキャンで得られた短軸像は256枚存在するので、6cmの範囲における血管の形状が大体把握される。第１の過程のスキャンでは、6cm当り256枚の短軸像が撮影されるから、Z軸上のZ座標は、0.243mm(≒60mm／256)の間隔をもつ。手前側の長軸像は、複数の短軸像のうち一枚を丁度横置きしたものになるから、この長軸像で捉えられる形状範囲は、一部の限られた範囲となる。

画像解析計測部１０５による短軸像の解析について説明する。図６において短軸像には、内腔内膜輪郭、中膜外膜境界の輪郭にあたる二重の閉曲線lp1,lp2が存在する。これらのうち外側の閉曲線lp1は、血管壁の中膜外膜境界の輪郭形状を示す。内側の閉曲線lp2は、血管壁における内腔内膜境界の輪郭形状を示す。画像解析計測部１０５は、各短軸像における内側閉曲線上の位置pから、外側に向けて半径方向に探索を行う。その結果得られる距離、つまり、内側閉曲線上の画素から外側閉曲線上の画素までの半径方向の距離が内中膜の厚みとなる。以上が画像解析計測部１０５による、短軸像の解析である。

続いて、画像解析計測部１０５による長軸像の解析について説明する。図６における長軸像には、4つの輪郭線in1,in2,ot1,ot2が存在する。これらのうち内側の輪郭線の対in1,in2は、血管壁の内腔内膜の輪郭形状を血管の延在方向から捉えたものである。外側の輪郭線の対ot1,ot2は、血管壁の中膜外膜の輪郭形状を血管の延在方向から捉えたものである。画像解析計測部１０５は、長軸像における内側輪郭線の位置から、外側輪郭線に向けて半径方向に探索を行う。その結果得られる距離、つまり、内側輪郭線から外側輪郭線までの距離は、内中膜の厚みを意味する。よって、かかる半径方向の距離を内中膜の厚みとして特定すると共に、この内中膜の厚みが、所定の閾値を上回るものをプラーク部位として特定する。図中のmp1,mp2は、内中膜の厚みが所定の閾値を上回ったため特定され、検査レポートの対象となる特定の部位である。プラークの他、画像解析計測部１０５による長軸像の解析で、得られる診断値には、IMT、血流速、血管組織の弾力性がある。以上が画像解析計測部１０５による、長軸像の解析である。

続いて、概略図生成部１０６による処理について説明する。尚、ここでの処理は、概略図がシェーマである場合のものである。図７（ａ）は、複数の短軸像を示す。図中７（ｂ）におけるd1,d11,d21,d31,d41・・・は、画像解析計測部１０５による短軸像の解析で得られる血管壁厚みである。画像解析計測部１０５の解析により内中膜の厚みが得られれば、概略図生成部１０６は、データ格納部１１０からシェーマモデルを読み出す。そして、画像解析計測部１０５が得た内中膜の厚みに応じて、このシェーマモデルのスケーリングを行う。図７（ｂ）は、シェーマに対するスケーリングの一例を示す。図７（ｂ）における矢印d1,d11,d21,d31,d41・・・・は、短軸像の解析で得られた血管壁厚みだけシェーマの線幅を拡大・縮小するというという線幅のスケーリングである。かかるスケーリングにより、データ格納部１１０から読み出されたシェーマの外形は、被検体である血管の外観形状に類似したものになる。

以上が概略図生成部１０６による処理についての説明である。続いて、相対位置算出部１０７による処理の詳細について説明する。
図７（ｂ）のシェーマにおいて長軸像から解析された診断部位を表示するには、長軸像におけるmp1、mp2がシェーマの何処に相当するのかを明らかにせねばならない。
そこで概略図生成部１０６は、シェーマにおける内腔内膜輪郭線のうち、どの部分が長軸像における内腔内膜輪郭線の形状にもっとも類似しているかを探索する。そして、類似する部分が見つかれば、シェーマにおける内腔内膜輪郭線の形状と、長軸像における内腔内膜輪郭線の形状との相対位置を算出する。図７（ｂ）のc(mp1),c(mp2)は、長軸像における部位mp1,mp2に、相対位置情報に示される相対位置を加算することで得られた変換点である。

図７（ｃ）のzoは、シェーマに描かれた血管のY字分岐部分であり、類似部分の探索にあたって、ここをZ座標における相対座標の原点とする。つまり頸動脈には、２本に枝別れしているというY字分岐部が存在する。かかる分岐部は、血管の構造上目立つものであるから、この分岐部のZ座標を基点として内腔内膜輪郭線を抽出する。図７（ｃ）のcv1は、シェーマのうち、Y字の分岐部を基点とした内腔内膜輪郭線である。図７（ｃ）のcv2は、画像解析計測部１０５による長軸像の解析で明らかになった長軸側の内腔内膜の輪郭形状を示す輪郭線である。長軸像の内腔内膜輪郭線は、血管壁厚みの変動部分Δdeにより構成される。この変動部分を連ねたものを長軸像グラフという。シェーマと、長軸像の内腔内膜輪郭線との重ね合わせ時において、シェーマの重合部分における変動部分ΔdsがなすグラフをY字部基点グラフという。

相対位置算出部１０７は、Z軸において基点位置以降の様々な座標に長軸像の内腔内膜輪郭線を配置してみて、長軸像の内腔内膜輪郭線をシェーマの内腔内膜輪郭線に重ね合わせ、重ね合わせで得られたそれぞれの位置で、長軸像グラフと、Y字部基点グラフとの面積差を算出する。そして、複数の位置のうち、長軸像グラフと、Y字部基点グラフとの面積差が最小となる位置を特定する。かかる面積差が最小となる重ね合わせ位置は、長軸像の内腔内膜輪郭線が、シェーマの内腔内膜輪郭線と最も類似すると考えることができるから、かかる位置を相対位置とする。RangeSは、シェーマのZ軸方向の横幅であり、RangeLは、長軸像グラフのZ軸方向の横幅である。本図では、このRangeSの範囲で、長軸像グラフを移動させ、Y字部基点グラフとの面積差が最小となる位置のZ座標を探索する。

図７（ｄ）のSumΔdeは、長軸像グラフにおける面積である。SumΔdeは長軸像グラフに属する血管壁厚みの総和として算出される。SumΔdsは、シェーマにおけるY字部基点グラフの面積である。SumΔdsは、重合部分に属する血管壁厚みの総和として算出される。mv0、mv1、mv2は、長軸像グラフの移動の遷移を示す。
Rzは、長軸像変化曲線グラフの面積と、シェーマにおけるY字部基点グラフとの重合部分の面積との差分が最小となるZ座標である。かかるRzは、シェーマ上の基点座標からのオフセットを意味するから、長軸像における診断部位のz座標に、このRzを加算することで、長軸像における診断部位の位置mp1,mp2を、シェーマ上の位置c(mp1),c(mp2)に変換することができる。計測データ重畳部１０８が、このc(mp1),c(mp2)に診断値を重畳することで、図３（ｂ）に示すような重畳画像を含む検査レポートを得ることができる。

続いて、概略図が、CG概略図である場合の画像解析計測部１０５の処理について説明する。図８は、表示部１１１が存在する現実空間と、コンピュータグラフィクス画像生成のための3D仮想空間との関係を示す図である。かかる3D仮想空間は、血管の延在方向をZ軸方向とし、断面が存在する平面をX-Y平面とした座標系の座標(グローバル3D座標という)を用いて規定される。

表示部１１１は、3D仮想空間におけるビューポートvw1にあたる。ビューポートvw1は、上記3D立体形状モデルと、視点位置との間におかれた仮想的なスクリーンであり、表示部１１１で表示されるべき投影像はこのビューポートで形成される。
画像解析計測部１０５は、256枚もの短軸像に示される閉曲線画素の座標に基づき、コンピュータグラフィクス画像の元になる立体形状モデルを生成し、立体形状モデルの頂点座標をかかるビューポートに投影することで概略図の元になるコンピュータグラフィクス画像を得る。

md1は、複数の短軸像に現された断面形状を曲面補間することで得られる立体形状モデルを示す。かかる立体形状モデルは、3D仮想空間において、三次元座標を用いて形付けられる仮想的な血管構造のモデルである。立体形状モデルの個々の頂点座標は、短軸像に現された輪郭線の座標を、X座標、Y座標とし、フレーム番号から定まる寸法をZ座標として与えたものである。図中のps1は、長軸像において診断部位を含む平面形状を示す。図中のmp1、mp2は、プラークの診断部位であり、c(mp1),c(mp2)は診断部位mp1,mp2に対応する3D立体形状モデル上の位置である。ビューポート上のr(c(mp1)),r(c(mp2))はc(mp1),c(mp2)をビューポートに写像することで得られる写像点である。以上がCG概略図を表示する場合の概略図生成部１０６の処理についての説明である。続いて、CG概略図が処理対象である場合の相対位置算出部１０７の処理について説明する。

相対位置算出部１０７は、長軸像の平面形状上における診断部位が、3D立体形状モデルにおいて何処に対応するかという相対的位置関係を探索する。表示部１１１であるビューポートに、立体形状モデルを正しく重畳するには、長軸像のmp1,mp2に対応する立体形状モデル上の位置であるc(mp1),c(mp2)を正しく導きだす必要がある。
シェーマは平面であり、長軸像側の内腔内膜輪郭線を重ね合わせる対象は、シェーマに現れた上側の内腔内膜輪郭線、下側の内腔内膜輪郭線のどちらかであればよかった。しかし、CG概略図の場合は、何通りもの内腔内膜輪郭線を立体形状モデルから抽出することができる。CG概略図の場合は、血管が３次元的な広がりをもつためである。図９（ａ）は、基点位置における立体形状モデルの断面を示す。図９（ａ）におけるP1,P2,P3,P4・・・・・は、基点位置の短軸断面の円周を構成する複数の画素であり、これらは、長軸方向の血管壁厚み変化を示す変化曲線の始点となる。図９（ｂ）におけるc11,c12,c13,c14・・・・・は、基点位置の短軸断面の円周に位置する画素P1,P2,P3,P4・・・・・を始点とする内腔内膜輪郭線を示す。

CG概略図である場合、P1,P2,P3,P4・・・・・を始点とする複数の変化曲線c11,c12,c13,c14・・・・・のそれぞれに長軸の内腔内膜輪郭線を重ね合わせ、長軸像グラフの面積と、各内腔内膜輪郭線におけるY字部基点グラフとの重合部分の面積との面積差が最小となる位置をZ軸から探索する。
以上のY字部基点グラフは、相対位置算出部１０７が変動情報を生成することで規定される。図１０（ａ）のlin1は、複数の短軸像における画素P1,P11,P21,P31,P41を通過する内腔内膜輪郭線である。図１０（ｂ）は、この内腔内膜輪郭線lin1に対応する変動情報の一例を示す。図１０（ｂ）に示すように変動情報は、複数の短軸像における画素(P1,P11,P21,P31,P41)の3D仮想空間におけるグローバル3D座標に対応付けて、内腔内膜輪郭線における変化部分の厚さ(Δd1,Δd2,Δd3,Δd4・・・・)を示す構成になっている。長軸像グラフも、同様の変動情報で規定される。上記の変動情報では、内腔内膜輪郭線が通過する複数の画素のグローバル三次元座標が、変動部分の厚さに対応付けて示されるので、かかる変動情報により、Y字部基点グラフ、長軸像グラフの形状が規定される。以上が、CG概略図に診断値を重ね合わせる場合における相対位置算出部１０７の処理についての説明である。

図１１（ａ）は、複数の短軸像と、長軸像とを示す。図１１（ｂ）の上段は、横軸を立体形状モデルのZ軸方向の座標とし、縦軸を、短軸像の各座標のΔdsとしたY字部基点グラフを示す。SumΔdsは、Y字部基点グラフの面積を示す。Rzは、長軸像変化曲線グラフの面積と、Y字部基点グラフとの面積差が最小となる相対的なZ座標である。下段は、横軸を長軸像の横方向の座標とし、縦軸を、長軸像の各座標のΔdeとしたグラフを示す。sumΔdeは、Δdeにあたる部分を示す長軸像グラフの面積を示す。

図１１（ｃ）は、上記Rzに長軸像グラフを配置して、長軸像グラフを、立体形状モデルに重ね合わせる状況を示す。
このような探索で、長軸像グラフ、Y字部基点グラフの面積差が最小となるZ座標が特定されれば、上記のRzが得られる。計測データ重畳部１０８は、mp1,mp2にRzを加算することでc(mp1),c(mp2)を得て、c(mp1),c(mp2)をビューポートに投影し、この投影点r(c(mp1)),r(c(mp2))に、診断値を重畳することで、図３（ｂ）に示すような重畳画像を含む検査レポートを得る。

以上が超音波診断装置１５０の構成要件の具体的な処理内容の説明である。
続いて、超音波診断装置１５０の構成要件に、上述したような処理を行わせるための処理手順を、図１２〜図１６のフローチャートを参照しながら説明する。
図１２は、レポート画像生成処理の処理手順を示すフローチャートである。
まず、ステップS２０１は、操作者による第１過程の操作と同期した処理である。即ち、血管の延在方向のスキャンにより、 Bモード画像生成部１０４が複数の短軸像を取得する。取得後、ステップS２０２において、画像解析計測部１０５は、各短軸像の内腔内膜輪郭と、中膜外膜境界の輪郭とから血管の断面形状を特徴付ける内中膜の厚みを複数算出する。

内中膜の厚みが複数算出されれば、ステップS２０３において、概略図生成部１０６は、血管の概略図を生成する。
続くステップS２０４では、ステップＳ２０１のスキャン方向とは略垂直に、被検体にプローブをあてることでBモード画像生成部１０４が長軸像を生成する。
ステップS２０５では、画像解析計測部１０５が、ステップS２０４にて生成された長軸像を解析し、特定部位の診断値を得る。次に、ステップS２０６において、相対位置算出部１０７は、長軸像における特定部位の相対位置を示す相対位置情報を生成し、ステップS２０７では、計測データ重畳部１０８は、相対位置情報に従い、概略図上に診断値を重畳することでレポート用の画像を生成し、表示部１１１に、生成された画像を表示させる。

図１３は、概略図生成手順を示すフローチャートである。ステップＳ１は、表示領域であるウィンドゥの表示設定がシェーマ、CGの何れであるかの判定であり、シェーマであれば、ステップＳ２において複数の短軸像から血管壁厚みを算出し、ステップＳ３において、複数の短軸像に描かれる断面形状をもつシェーマモデルをデータ格納部から読み出す。ステップＳ４では、シェーマの線幅を算出された血管壁厚みに応じて拡大・縮小することによりシェーマ概略図を生成する。

CG概略図であれば、ステップＳ５において、複数の短軸像から、内腔内膜輪郭線、中膜外膜境界の輪郭線を抽出する。ステップＳ６では、輪郭線上の座標を頂点座標に変換して、頂点座標間を曲面補間することで立体形状モデルを得る。ステップＳ７では、頂点座標を3D仮想空間のグローバル3D座標に変換し、ステップＳ８ではビューポートに立体形状モデルを投影することでCG概略図を得る。

図１４は、延在方向における相対位置算出手順を示すフローチャートである。本フローチャートのステップＳ１１では、長軸像の延在方向の相対座標を横軸に示し、血管における内中膜の厚みの変化量Δdeを縦軸で示す長軸像グラフを生成する。
ステップＳ１２で短軸像群における立体形状からY字状の分岐部を検出する。ステップＳ１３では、概略図がシェーマ、CGの何れであるかを判定する。シェーマであれば、ステップＳ１４において変数Ziを初期化する。変数Ziは、Y字分岐部を基点としたZ軸上の相対的なZ座標を示す変数である。その後、ステップＳ１５〜ステップＳ２０からなるループに移行する。

ステップＳ１５〜ステップＳ２０からなるループでは、シェーマの座標Ziに長軸像グラフを配置し(ステップＳ１５)、シェーマの内腔内膜輪郭線との重合部分についてY字部基点グラフを生成して(ステップＳ１６)、Y字部基点グラフと、長軸像グラフとの面積差を算出し(ステップＳ１７)、Ziに対応付けて面積差を格納した後(ステップＳ１８)、長軸像グラフがシェーマの終端に到達したかどうかを判定し(ステップＳ１９)、未到達であれば、Ziをインクリメントして(ステップＳ２０)、ステップＳ１５に戻るという処理を繰り返す。

ステップＳ１８がYesと判定されるまで、ステップＳ１５〜ステップＳ１９のループが繰り返されることで、Z軸上の複数の箇所に、長軸像グラフが配置された場合のY字部基点グラフと、長軸像グラフとの面積差が、その際のZiの値と対応付けて格納される。ステップＳ１９がYesになると、ステップＳ２１に移行する。ステップＳ２１ではZiのうち、面積差が最小となるものを選んでそのZiを相対位置Rzとして格納する。

ステップＳ１３において、概略図がCGであると判定された場合、図１５のステップＳ２３に移行する。
ステップＳ２３は、ステップＳ２３'と組みになり、Y字基点部における断面の内腔内膜閉曲線を構成するそれぞれの画素についてステップＳ２４〜Ｓ３０の処理を繰り返すループ構造を規定する。内腔内膜輪郭線これらのそれぞれの画素のうち、ループの処理対象になるものを画素Pxとする。

ステップＳ２４において変数Ziを初期化する。変数Ziは、Y字分岐部を基点としたZ軸上の相対的なZ座標を示す変数である。その後、ステップＳ２５〜ステップＳ３０からなるループに移行する。本ループでは、立体形状モデルの座標Ziに長軸像グラフを配置し(ステップＳ２５)、内腔内膜閉曲線上の画素Pxを基点とした内腔内膜輪郭線との重合部分について、Y字部基点グラフを生成し(ステップＳ２６)、Y字部基点グラフと、長軸像グラフとの面積差を算出する(ステップＳ２７)。その後、Ziに対応付けて面積差を格納し(ステップＳ２８)、長軸像グラフがY字部基点グラフの終端に到達したかどうかの判定を経て(ステップＳ２９)、Ziをインクリメントして(ステップＳ３０)、ステップＳ２６に戻るという処理をステップＳ２９がYesと判定されるまで繰り返す。かかる繰り返しにより、Z軸上の複数の箇所に、長軸像グラフが配置された場合のY字部基点グラフと、長軸像グラフとの面積差が、その際のZiの値と対応付けて格納される。ステップＳ２９がYesになると、一個の内腔内膜輪郭線についての処理を終える。複数の内腔内膜閉曲線のそれぞれにおける画素についてステップＳ２４〜Ｓ３０の処理が繰り返されればステップＳ３１に移行する。ステップＳ３１ではZiのうち、面積差が最小となるものを選んでそのZiを相対位置Rzとして格納する。

図１６は、重畳画像生成手順を示すフローチャートである。ステップＳ４１は、概略図がシェーマ又はCGの何れであるかの判定であり、シェーマであれば、ステップＳ４２において、相対位置情報を用いて診断部位の座標をシェーマ概略図上の座標に変換し、ステップＳ４３において変換された位置に、長軸像の解析で得られた診断値を重畳する。
ステップＳ４１で、概略図がCGであると判定されれば、ステップＳ４４において、長軸像における特定部位の座標を、相対位置情報を用いて3D仮想空間のグローバル座標に変換する。ステップＳ４５では、変換で得られた3D仮想空間における立体形状モデルの頂点座標を、ビューポートにマッピングする。そしてステップＳ４６では、概略図においてマッピンッグされた位置に、長軸像の解析で得られた診断値を重畳する。

以上のように本実施形態によれば、長軸像に現された部分形状が、立体形状のどこにあたるかのサーチを前提にして診断値の対応付けを行うから、血管全体において、プラーク等の疾患部位がどのように存在するかという全体的な位置付けの把握が可能になる。これにより、プローブによる位置検出が高い精度で行わなくとも、診断値が測定された診断部位が何処であるかを明示した検査レポートを簡易かつ手軽に生成することができる。

延在方向の複数の短軸像は、飛び飛びのZ座標に存在するから、複数の短軸像に描かれた断面形状も飛び飛びであり、滑らかな連続性が存在しない。また、プローブによるスキャンは手動でなされるから断面形状の間隔も一定ではない。しかし、実施の形態１では、長軸像において、プラークが存在する箇所と、同様の変化を示す内腔内膜輪郭線上の部位を立体形状モデルから探し当てるから、フレームと、フレームとの間に、プラーク部位が存在する場合でも、プラークの大まかな位置を、血管のシェーマやCG像の中から指し示すことができる。

以下、実施の形態１の変更例について説明する。
(変化曲線ヒストグラムの利用)
類似位置のサーチは、グラフの面積を手掛かりにして説明したが、変化曲線のヒストグラムを手掛かりにするものがある。ヒストグラムを手掛かりにする場合について説明する。この場合、長軸像ヒストグラムと、Y字部基点ヒストグラムとを生成する。長軸像ヒストグラムは、横軸を、変化曲線における血管壁厚みの変化量Δdeとし、縦軸を変化曲線におけるΔdeの度数としたものである。Y字部基点ヒストグラムは、横軸を、重合部分における血管壁厚みの変化量Δdsとし、縦軸を変化曲線におけるΔdsの度数としたものである。そして、Y字部基点ヒストグラムと、長軸像ヒストグラムとの対比を行い、Z軸における複数のZ座標のうち、最大度数となる変化量が一致するのはどれであるかを探索する。かかるZ座標を求めて、これを相対位置とする。

(血流速が測定された部位への重畳)
診断値として、血流速をシェーマ又はCGの概略図に重畳してもよい。血流速計測時に長軸像は得られるので、相対位置の算出にあたっては、(1)血管壁厚みから相対位置を算出し、(2)長軸像を解析することで、診断値である血流速を得て、(3)シェーマ又はCGの対象位置に、診断値である血流速を重畳すればよい。

診断値取得の対象となる長軸像はカラードプラ画像である。カラードプラ画像とは、各部の血流速をカラー値で表示した画像である。このカラードプラ画像において、カラー値から血流速が早くなっていることがわかる箇所を相対位置算出の対象とする。
(弾性特性が測定された部位への重畳表示)
診断値として、血管の弾性特性をシェーマ又はCGの概略図に重畳してもよい。

血管の弾性特性の計測時に長軸像は得られるので、相対位置の算出にあたっては、(1)血管壁厚みから相対位置を算出し、(2)長軸像を解析することで、診断値である弾性特性を得て、(3)シェーマ又はCGの対象位置に、診断値である弾性特性を重畳すればよい。
血管壁の弾性特性は、延在軸方向のスロースキャンで得られたスロースキャン短軸像から検出される。スロースキャン短軸像とは、延在軸方向にプローブをゆっくり移動させることで、一回の心拍で得られる複数の短軸像である。こうして得られた複数の短軸像から、一心拍における血管壁の変化を解析することで、血管壁が一回の心拍内で最も厚くなる心臓拡張期末期と、血管壁が１心拍内で最も薄くなる心臓収縮期をそれぞれ求める。

血管のうち、弾性率が高い部分では心臓拡張期末期における内中膜の厚みと、心臓収縮期における厚みとの差が大きい。血管のうち、弾性率が低い部分では心臓拡張期末期における内中膜の厚みと、心臓収縮期における厚みとの差が殆どない。よって、心臓拡張期末期における内中膜の厚みを用いて、心臓収縮期における厚み変化の最大値を割ることで、血管壁径方向のひずみ量を求めれば、血管の弾性特性を導くことができる。

（実施の形態２）
実施の形態１では、複数の短軸像から相対位置情報を算出して、これに基づき長軸像の解析で得られた診断値を概略図に重畳した。しかし上記相対位置情報が正確ではなく、表示部１１１による診断値の重畳位置が、操作者の思い描いていたものと比較してずれていることも有り得る。

図１７は、実施の形態２に係る超音波診断装置１５２の内部構成を示す図である。図１７における超音波診断装置１５２と、図４における超音波診断装置１５０の内部構成との差異は、図４にはなかった構成要件として、ユーザ指定入力部１２１、修正部１２２が追加されている点である。
ユーザ指定入力部１２１は、ポインティングデバイスからの入力を受け付けることで、概略図に対する、操作者による修正要求を受け付ける。

修正部１２２は、ユーザ指定入力部１２１が受け付けた修正要求をもとに、相対位置算出部１０７に対して、相対位置情報の修正を要求する。修正部１２２が存在することの技術的意義は以下の通りである。実施の形態１においては、短軸像を解析することで、計測用の超音波画像の診断値に相当する概略図上の位置を特定していたが、解析結果が誤った場合に正しく位置を特定することができない。例えば、同じ厚みを持つ肥厚部が複数存在するときには、相対位置を一意に特定できず、誤った重畳位置を算出してしまう場合がある。このように、解析が誤るような場合には正しくレポート画像を生成することができなくなる。このため、解析が誤った場合にも正しくレポート画像を生成するために、修正部１２２を設け、ユーザ指定入力部１２１が入力を受け付けた修正指示に基づいて、相対位置情報を修正する。以上が実施の形態２における超音波診断装置の構成についての説明である。続いて、実施の形態２における検査レポート作成処理の処理手順について説明する。図１８は、実施の形態２における検査レポート作成手順を示すフローチャートである。図１８におけるフローチャートと、図１２におけるフローチャートとを比較すると、図１２にはなかったステップとして、ステップＳ２１０、Ｓ２１１が存在することがわかる。以下、新規に追加されたこれらのステップについて説明する。

ステップS２１０では、重畳位置の修正入力を操作者から受け付ける。
ステップS２１１では、ステップS２１０での入力に従い、重畳位置の修正入力をもとに、相対位置情報を修正する。その後、ステップS２０７に戻って、修正された位置情報をもとに、概略図上に診断値を示す情報を重畳する。これにより改めてレポート用の画像を生成する。表示部１１１の表示内容を見た操作者が、診断値の重畳位置がおかしいと感じたとする。この場合、操作者はポインティングデバイスを介した対話操作により、検査レポート中のCG像やシェーマの位置を上下左右にずらす操作を行う。その操作に応じて、相対位置情報を修正し、概略図に診断値を重畳するので、操作者にとって納得がゆくレポートを迅速に作成することができる。

かかる構成によれば、肥厚部の解析が困難で位置算出が誤るような場合においても、誤りを修正することが可能となる。よって、操作者の判断を反映し、より正しくレポート画像を生成することができる。
（実施の形態３）
実施の形態１では、CGの概略図を作成する場合、立体形状モデルに基づき相対位置情報を生成した。これに対して本実施形態では、シェーマ概略図を表示する場合も、立体形状モデルに基づき相対位置情報を生成する。図１９は、実施の形態３における延在方向の立体形状モデルに基づき相対位置算出手順を示すフローチャートである。図１９のフローチャートは、図１４、図１５のフローチャートを基礎にしている。従って、図１４、図１５と同じ手順を実行するステップについては、同一の参照符号を付与する。

図１９のフローチャートでは、ステップＳ１１において、長軸像の延在方向の相対座標を横軸に示し、血管における内中膜の厚みの変化量Δdeを縦軸で示す長軸像グラフを生成する。ステップＳ１２において短軸像群における立体形状からY字状の分岐部を検出する。その後、ステップＳ２３と、ステップＳ２３'との組みにによって形成されるループに移行する。内腔内膜輪郭線これらのそれぞれの画素のうち、ループの処理対象になるものを画素Pxとする。

ステップＳ２４において変数Ziを初期化する。変数Ziは、Y字分岐部を基点としたZ軸上の相対的なZ座標を示す変数である。その後、ステップＳ２５〜ステップＳ３０からなるループに移行する。本ループでは、立体形状モデルの座標Ziに長軸像グラフを配置し(ステップＳ２５)、内腔内膜閉曲線上の画素Pxを基点とした内腔内膜輪郭線との重合部分について、Y字部基点グラフを生成し(ステップＳ２６)、Y字部基点グラフと、長軸像グラフとの面積差を算出する(ステップＳ２７)。その後、Ziに対応付けて面積差を格納し(ステップＳ２８)、長軸像グラフがシェーマの終端に到達したかどうかの判定を経て(ステップＳ２９)、Ziをインクリメントして(ステップＳ３０)、ステップＳ２６に戻るという処理をステップＳ２９がYesと判定されるまで繰り返す。かかる繰り返しにより、Z軸上の複数の箇所に、長軸像グラフが配置された場合のY字部基点グラフと、長軸像グラフとの面積差が、その際のZiの値と対応付けて格納される。ステップＳ２９がYesになると、一個の内腔内膜輪郭線についての処理を終える。それぞれの内腔内膜閉曲線における画素についてステップＳ２４〜Ｓ３０の処理が繰り返されればステップＳ３１に移行する。ステップＳ３１ではZiのうち、面積差が最小となるものを選んでそのZiを相対位置Rzとして格納する。これにより、血管の延在方向の複数のZ座標のうち、Y字部基点グラフと、長軸グラフとの面積差が最小のものが相対位置として規定される。このようにしてZ軸方向の相対座標である座標Rzが決定される。その後、実施の形態１に示した図１６のステップＳ４２において、相対位置情報を用いて診断部位の座標をシェーマ概略図上の座標に変換し、ステップＳ４３において変換された位置に、長軸像の解析で得られた診断値を重畳する。

こうすることで、シェーマ概略図を描画する場合でも、正確な相対位置情報に基づく、診断値の重ね合わせが可能になる。
＜備考＞
以上、本願の出願時点において、出願人が知り得る最良の実施形態について説明したが、以下に示す技術的トピックについては、更なる改良や変更実施を加えることができる。
(短軸像、長軸像の取得)
実施の形態１では、短軸像、長軸像を、第１の過程、第２の過程という2つの過程の超音波走査で取得したが、横方向の走査と、縦方向の走査とを連続して行うことで、複数の短軸像と、長軸像とを取得してもよい。

(長軸像グラフを重ね合わせる対象)
短軸スキャンで得られる血管の輪郭線は、側壁が欠落し、前壁、後壁が描画されることが多い。超音波ビームと垂直な壁は超音波が反射するため描写されるが、超音波ビームと水平な壁は超音波が反射しにくいため欠落しやすいからである。よって、相対位置の探索にあたっては、この超音波があたっている前壁、後壁のY字部基点グラフに、長軸像グラフを重合させ、面積差が最小となる位置を探索するのが望ましい。

(プローブの移動方向)
医療従事者が被検体上で超音波プローブを直線的に移動させながら、順次、反射超音波を取得する場合を例として説明した。しかし、超音波プローブの移動は、直線的なものに限られない。つまり、操作者が曲線的に超音波プローブを移動させる場合にも適用することができる。

（データ格納部の必然性）
実施の形態１は、診断値が概略図中のどの位置に相当するかを求める相対位置算出方法を特徴とする。よって、超音波診断装置１５０が、データ格納部１１０を具備するかどうかは任意である。
（超音波診断装置１５０のバリエーション）
プローブ１０１と、表示部１１１とは、超音波診断装置１５０の内部にあってもよい。また、プローブ１０１と、表示部１１１とがなくてもよい。超音波信号については、プローブ１０１からの入力を超音波診断装置１５０が処理すれば足りるからである。表示部１１１については、診断値が重畳された概略図を示す映像信号を超音波診断装置１５０が出力して表示部１１１が表示すれば足りるからである。各実施の形態における超音波診断装置に含まれる処理部の一部又は全部が、プローブ１０１に含まれてもよい。

（プローブ１０１のバリエーション）
プローブ１０１は、超音波振動子が１次元方向に配列されているプローブであってもよいし、超音波振動子がマトリックス状に配置された２次元アレイプローブであってもよい。
（外膜、内腔位置の特定）
中膜外膜境界、内腔内膜境界の特定には輪郭抽出技術を用いてもい。この場合、中膜外膜境界の輪郭と内腔内膜輪郭とを抽出することで、両輪郭の間の距離を厚みとして計測することができる。

（相対位置情報算出のバリエーション）
相対位置情報の算出にあたっては、概略図中で血管厚みが極大となる部位を抽出し、その極大値と、長軸像の解析から得られる診断値とを比較することで、概略図のどの位置に長軸像が対応しているかを算出するようにしてもよい。
（集積回路化）
各実施の形態に係る超音波診断装置に含まれる各処理部は典型的には集積回路であるLSIとして実現される。これらは個別に１チップ化されてもよいし、一部又は全てを含むように１チップ化されてもよい。また、集積回路化は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。LSI製造後にプログラムすることが可能なFPGA（Field Programmable Gate Array）、又は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・プロセッサを利用してもよい。

また、各実施の形態に係る超音波診断装置の機能の一部又は全てを、CPU等のプロセッサがプログラムを実行することにより実現してもよい。 さらに、本発明は上記プログラムであってもよい。上記プログラムが記録された非一時的なコンピュータ読み取り可能な記録媒体であってもよい。また、上記プログラムは、インターネット等の伝送媒体を介して流通させることができるのは言うまでもない。

（機能の組合せ）
各実施の形態に係る超音波診断装置、及びその変形例の機能のうち少なくとも一部を組み合わせてもよい。更に上記で用いた数字は、全て本発明を具体的に説明するために例示するものであり、本発明は例示された数字に制限されない。
(機能ブロック化)
ブロック図における機能ブロックの分割は一例であり、複数の機能ブロックを一つの機能ブロックとして実現したり、一つの機能ブロックを複数に分割したり、一部の機能を他の機能ブロックに移してもよい。また、類似する機能を有する複数の機能ブロックの機能を単一のハードウェア又はソフトウェアが並列又は時分割に処理してもよい。

(ステップの実行順序)
上記のステップが実行される順序は、本発明を具体的に説明するために例示するためのものであり、上記以外の順序であってもよい。また、上記ステップの一部が、他のステップと同時（並列）に実行されてもよい。さらに、本発明の主旨を逸脱しない限り、本実施の形態に対して当業者が思いつく範囲内の変更を施した各種変形例も本発明に含まれる。

本発明にかかる超音波診断装置は、概略用の画像と計測用の画像との相対位置関係を特定する手段を有し、動脈硬化の診断に有用である。

１０１ プローブ
１０２ 制御部
１０３ 送受信部
１０４ Bモード画像生成部
１０５ 画像解析計測部
１０６ 概略図生成部
１０７ 相対位置算出部
１０８ 計測データ重畳部
１１０ データ格納部
１１１ 表示部
１５０ 超音波診断装置

Claims (14)

1. 診断対象への超音波走査により得られた複数の超音波画像を解析する超音波診断装置であって、
   前記複数の超音波画像には、診断対象の形状解析のための素材画像群と、診断画像とがあり、診断画像からは、診断対象における特定の部位の診断値が解析され、
   素材画像群から解析される診断対象の形状に基づいて、診断対象の形状を概略化して示す概略図を生成する生成回路と、
   診断画像に表された診断対象の部分的な形状と、素材画像群に表された診断対象の形状全体との相対的な位置関係を示す相対位置を算出する算出回路と、
   概略図に表された概略的な形状のうち何処が、診断値の対象となった特定の部位に対応するかを相対位置に従って特定して、概略図におけるその特定された位置に、診断値を重畳する重畳回路と
   を備える超音波診断装置。
2. 前記算出回路は、
   素材画像群から解析される形状全体の何れかの位置に、診断画像における部分形状を重ね合わせて、当該重ね合わせ位置において、素材画像群から解析される形状全体と、診断画像における部分形状との類似度を算出するという算出処理を、形状全体の複数位置のそれぞれについて実行し、
   複数の位置のうちどれに部分形状を配置した場合、素材画像群から解析される形状全体と、診断画像における部分形状との類似度がもっとも高くなるかを判定して、
   前記相対位置は、
   前記判定において、もっとも類似度が高くなるとされた重ね合わせ位置を示す
   ことを特徴とする請求項１記載の超音波診断装置。
3. 前記診断対象は血管であり、
   前記診断対象の形状は、血管の断面における複数の箇所で測定された、複数の内中膜の厚みによって特定され、
   前記類似度は、
   血管の延在方向に対して内中膜の厚みがどのように変化するかという変化量の差分の小ささである
   ことを特徴とする請求項２記載の超音波診断装置。
4. 前記算出回路は、
   血管の延在方向に対する血管壁厚みの変化を示す変化曲線を、素材画像群から解析された全体形状、及び、診断画像から解析された部分形状のそれぞれについて生成し、
   前記変化量の差分は、
   素材画像群から解析された全体形状と、診断画像から解析された部分形状との重合部分における変化曲線の面積差である
   ことを特徴とする請求項３記載の超音波診断装置。
5. 前記算出回路は、
   血管の延在方向に対する血管壁厚みの変化量の度数分布を、素材画像群から解析された全体形状、診断画像から解析された部分形状のそれぞれについて生成し、
   前記類似度は、
   素材画像群から解析された全体形状における血管壁厚みの度数分布と、診断画像から解析された部分形状における度数分布とがどれだけ一致するかという一致度である
   ことを特徴とする請求項２記載の超音波診断装置。
6. 前記診断対象は血管であり、
   前記素材画像群は、血管の延在方向の軸における複数の座標での血管の断面形状を示し、
   前記概略図は、素材画像群に表された複数の断面形状を補間することで、血管の立体形状を示す立体形状モデルを、三次元仮想空間内に生成して、三次元仮想空間におけるビューポイントに、立体形状モデルの投影像を描画することで得られる
   ことを特徴とする請求項１記載の超音波診断装置。
7. 前記診断対象は血管であり、
   前記診断対象の形状は、血管の断面における複数の箇所で測定された、複数の内中膜の厚みによって特定され、
   前記概略図は、血管の断面形状を示す線図であり、線図モデルを複数の内中膜の厚みに従い補正することで得られる
   ことを特徴とする請求項１記載の超音波診断装置。
8. 前記血管は頸動脈であり、
   前記算出回路は、
   診断画像に示される立体形状からY字状の分岐部分を検出して、この分岐部分を、相対位置の基点とする
   ことを特徴とする請求項１記載の超音波診断装置。
9. 前記診断対象は、血管であり、
   前記診断値は、内中膜の厚みである、請求項１に記載の超音波診断装置。
10. 前記診断対象は、血管であり、
    前記診断値は、血流速である、請求項１に記載の超音波診断装置。
11. 前記診断対象は血管であり、
    前記診断値は、血管組織の硬さである、請求項１に記載の超音波診断装置。
12. 前記診断画像は長軸方向の超音波走査で得られた長軸像であり、前記素材画像群は、短軸方向の複数回の超音波走査で得られた複数の短軸像から構成される、請求項１記載の超音波診断装置。
13. 超音波診断装置の制御方法であって、
    診断対象に超音波走査を行うことにより受信された反射超音波信号に基づき生成された診断値の解析のための診断画像、及び、診断対象の形状解析のための素材画像群を取得し、
    診断画像から診断対象における特定部位の診断値を算出し、
    素材画像群から解析される診断対象の形状に基づいて、診断対象の形状を概略化して示す概略図を生成し、
    診断画像に表された診断対象の部分的な形状と、素材画像群に表された診断対象の形状全体との相対的な位置関係を示す相対位置を算出し、
    概略図に表された概略的な形状のうち何処が、診断値の対象となった特定の部位に対応するかを相対位置情報に従って特定して、概略図におけるその特定された位置に、診断値を重畳する
    超音波診断装置の制御方法。
14. 請求項１３の前記超音波診断装置の制御方法をコンピュータに実行させるプログラム。

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