JP6837924B2 - 超音波診断装置及びサンプルゲート設定方法 - Google Patents

Description

本発明は超音波診断装置に関し、特にサンプルゲートの自動的な設定に関する。

超音波診断装置は、生体に対する超音波の送受波により得られた受信信号に基づいて超音波画像を形成する医療装置である。超音波診断装置における動作モード（又は診断モード）として、Ｂモード、ＣＦＭ（Color Flow Mapping）モード、ドプラ（Doppler）モード等が知られている。ドプラモードとしては、ＰＷ（Pulsed Wave Doppler）モード及びＣＷ（Continuous Wave Doppler）モードが知られている。更に、高調波成分イメージングモードや三次元モード等も知られている。

上記ＣＦＭモードでは、白黒の断層画像（組織画像）上にカラーの血流画像が重畳表示される。血流画像は、二次元の速度分布又はパワー分布を表す画像である。以下においては、血管（頚動脈、下肢動脈等）の超音波検査について説明する。

Ｂモードの実行状態において、画面上に表示された断層画像内に対象血管の断面が適切に現れるように、プローブの位置及び姿勢が調整される。その後、ＣＦＭモードが実行され、これによって白黒の断層画像上にカラーの血流画像が重畳表示される。ＣＦＭモードでは、組織観測用超音波ビームの走査と血流観測用超音波ビームの走査とが並行して実行される。血流観測用超音波ビームは、通常、プローブ中心軸から一定角度傾けられる（ステアリングされる）。つまり、ステアリングされた血流観測用超音波ビームが走査される。その走査範囲は、関心領域（ＲＯＩ：Region of Interest）によって定められる。関心領域は、血流を観測する走査方向範囲及び深さ方向範囲を定めるものである。

続いて、検査者により所定操作がなされると、リアルタイム表示されている画像（断層画像及び血流画像）上に、サンプルゲートを表すマーカー（又はカーソル）が表示される。画像上でマーカーを動かすことにより、マーカーが血管内における所望の観測点に位置決められる。典型的には、狭窄部位の内部にマーカーが設定される。サンプルゲートは、ドプラ情報を取得又は抽出する区間である。それは、観念的には、生体中の血流の内部に設定されるものであるが、実際上は、受信信号における信号抽出区間である。サンプルゲート内から取り出された信号（ドプラ情報）を周波数解析することにより、パワースペクトルが生成される。個々の時刻で生成された各パワースペクトルを輝度列として表現することにより、ドプラ波形が生成される。ドプラ波形の横軸は時間軸であり、その縦軸はドプラシフト周波数つまり血流速度を表す。パワースペクトルにおける周波数ごとのパワー成分が輝度によって表現される。

なお、ＣＦＭモードの実行中においてドプラモードをＯＮにした時点で、ＣＦＭモードが自動的に終了する場合と、ＣＦＭモードとドプラモードとが同時並行的に実行される場合とがある。上記サンプルゲートはサンプルボリューム又はレンジゲートとも言われる。上記関心領域はカラーＲＯＩ又はカラーボックスとも言われる。

特許文献１には、サンプルボリューム及びカラーボックスを自動的に設定する超音波診断装置が開示されている。その装置では、血流中心経路において質量中心に最も近い位置が特定され、その位置がサンプルボリューム位置として特定されている。続いて、質量中心がカラーボックス中心に一致するように、カラーボックスが設定されている。

特許文献２には、サンプルゲートを自動的に設定する超音波診断装置が開示されている。その装置では、カラーデータ又は白黒データに基づいて血管領域（血管セグメント）が抽出されており、その中心位置又はその近傍にサンプルゲートが設定されている。サンプルゲートサイズは血管サイズに基づいて決定されている。

特許文献３の第００５４段落以下には、組織画像及び血流画像に基づいてサンプルゲートを自動的に設定する超音波診断装置が開示されている。その装置では、まず組織画像に基づいて基準部位が特定され、その基準部位に基づいて解析範囲が特定される。血流画像上に基づいて解析範囲内の最大流速点が特定される。その最大流速点がサンプルゲート位置とされている。

特許文献４には、血管壁に応じてレンジゲートの位置を自動的に調整する超音波診断装置が開示されている。

特許文献５には、ドプラモードへの自動遷移機能を有する超音波診断装置が開示されている。その装置では、複合モード（ドプラモードとＢモード等との組み合わせ）の実行開始後において、その経過時間がタイマにより計測されており、その計測された経過時間が所定時間に到達した場合にドプラモードへ自動遷移する制御が実行されている。経過時間の計測中において、Ｂモード画像等において動きが検出された場合にタイマがリセットされている。

特表２０１４−５２８２６６号公報 特開２００２− ５２０２６号公報 特開２０１５−１５６９６０号公報 特表２００３−５２３２５０号公報 特開２００５−２９６２５３号公報

サンプルゲートのマニュアル設定によると、検査者において負担が生じ、また、検査時間が長引いてしまう。客観性や再現性が問題となることもある。そこで、サンプルゲートの設定を自動化することが望まれるが、特許文献１乃至４に記載された技術は、いずれも、サンプルゲートの位置を一律に又は画一的に定めるものであり、状況次第では、サンプルゲートを適切な位置に設定できないという問題が生じる。例えば、狭窄部位が存在する場合には、その内部にサンプルゲートを設定したいというニーズが存在する。一方、サンプルゲートを安定的に設定したいとの他のニーズも存在する。状況に応じて、それらのニーズに応えることが可能な超音波診断装置を実現することが望まれる。

本発明の目的は、状況に応じて適切な位置にサンプルゲートを自動的に設定できる装置及び方法を提供することにある。

（１）実施形態に係る超音波診断装置は、生体に対して超音波を送受波することにより組織データ及び血流データを取得する送受波手段と、前記血流データに基づいて血流領域内における複数の候補点を演算する演算手段と、前記組織データ及び前記血流データに基づいて前記複数の候補点の中から特定の候補点を選択する選択手段と、前記特定の候補点に基づいてドプラ情報計測用サンプルゲートを設定する設定手段と、を含む。

上記構成によれば、血流データに基づいて複数の候補点が演算される。すなわち、１つの点が一律に又は画一的に特定されるのではなく、複数の観点から複数の候補点が特定される。続いて、血流データに加えて組織データをも考慮して、総合的な観点から、特定の候補点が選択される。特定の候補点をそのままサンプルゲート位置としてもよいし、特定の候補点に基づく別の位置をサンプルゲート位置としてもよい。

例えば、狭窄部位の内部においては最高流速点が生じ易いので、最高流速点を候補点群に含めるのが望ましい。血流領域の中心点は比較的に安定した点であるので、中心点を候補点群に含めるのが望ましい。候補点群に乱流点等が含まれてもよい。候補点群が３つ以上の候補点により構成されてもよい。

実施形態において、前記選択手段は、前記血流データに基づいて前記複数の候補点に対応する複数の流れ方向を演算する流れ方向演算手段と、前記組織データに基づいて前記複数の候補点に対応する複数の壁方向を演算する壁方向演算手段と、前記特定の候補点を選択するために前記複数の流れ方向及び前記複数の壁方向を評価する評価手段と、を含む。

上記構成によれば、複数の候補点に対応する複数の流れ方向及び複数の壁方向（候補点ごとの方向セット）が評価され、その結果として特定の候補点が選択される。一般に、流れ方向は流れ角度として特定され、それは血流データから演算され得る。また、壁方向はエッジ角度として特定され、それは組織データから演算され得る。候補点ごとの複数の方向（又は複数の角度）の相互関係から、候補点ごとに平行度あるいは狭窄部位である可能性を評価することが可能である。

実施形態において、前記壁方向演算手段は、前記複数の壁方向として、前記候補点ごとに、前壁方向及び後壁方向を演算し、前記評価手段は、前記複数の流れ方向、前記複数の前壁方向、及び、前記複数の後壁方向に基づいて、前記複数の候補点を評価する。この構成によれば、候補点ごとに前壁方向及び後壁方向が演算され、それらに基づいて狭窄部位である可能性が評価される。前壁はプローブに近い側の血管壁であり、後壁はプローブから遠い側の血管壁である。前壁方向及び後壁方向のいずれか一方だけを参照することも可能であるが、前壁及び後壁のいずれにもプラーク等が生じ得るので、上記構成では、前壁及び後壁の両者が参照対象とされている。

実施形態において、前記評価手段は、前記候補点ごとに、前記流れ方向と前記前壁方向との間の前側角度差、及び、前記流れ方向と前記後壁方向との間の後側角度差、を演算する手段と、前記複数の候補点についての複数の前側角度差及び複数の後側角度差に基づいて、前記複数の候補点の中から前記特定の候補点を選択する手段と、を含む。前側角度差及び後側角度差は、それぞれ血流方向と壁方向の相違の程度を表す情報であり、それらの情報を利用して狭窄部位である可能性が判断される。

実施形態において、前記複数の候補点には、前記血流領域内における最高流速点及び中心点が含まれる。中心点の概念には、重心点、平均座標点等が含まれる。

実施形態において、前記組織データ及び前記血流データの少なくとも一方に基づいてゲートサイズを演算する手段を含み、前記設定手段は、前記特定の候補点及び前記ゲートサイズに基づいて前記サンプルゲートを設定する。この構成によれば、サンプルゲートの位置のみならず、サンプルゲートのサイズが自動的に設定される。更に、補正角度が自動的に設定されてもよい。

実施形態において、前記組織データ及び前記血流データの少なくとも一方に基づいて血流の周期的な変化を示すグラフを作成する手段を含み、前記グラフに基づいて前記サンプルゲートの更新タイミングが判定される。この構成によれば、心電信号が得られていない状況においても、更新タイミングを判定することが可能となる。

（２）実施形態に係るサンプルゲート設定方法は、生体中の血管に対して超音波を送受波することにより得られた組織データ及び血流データに基づいてサンプルゲートを設定する方法であって、前記血流データに基づいて血流領域内における複数の候補点を演算する工程と、前記候補点ごとに、前記血流データに基づいて流れ方向を演算すると共に前記組織データに基づいて壁方向を演算する工程と、前記複数の候補点について演算された複数の流れ方向及び複数の壁方向に基づいて、前記複数の候補点の中から特定の候補点を選択する工程と、前記特定の候補点に基づいてドプラ情報計測用サンプルゲートを設定する工程と、を含むものである。

この構成によれば、血流領域内における複数の候補点が演算された上で、それらの中から候補点が選択される。その選択に際しては血流データのみならず組織データも考慮されるので、状況に適合した候補点が選ばれる可能性を高められる。上記方法は、ハードウエアの機能としてあるいはソフトウエアの機能として実現され得る。後者の場合、サンプルゲート設定プログラムがネットワークを介して又は可搬型記憶媒体を介して超音波診断装置にインストールされる。

実施形態において、上記方法は、更に、前記血流データに基づいて前記特定の候補点を基準としてゲートサイズを演算する工程を含み、前記サンプルゲートを設定する工程では、前記特定の候補点及び前記ゲートサイズに基づいて前記サンプルゲートが設定され、且つ、前記特定の候補点についての流れ方向に基づいてドプラ情報補正用の角度が設定される。

本発明によれば、状況に応じて適切な位置にサンプルゲートを自動的に設定できる。

実施形態に係る超音波診断装置の構成を示すブロック図である。 図１に示した演算制御部の構成例を示すブロック図である。 図１に示した超音波診断装置の動作例を示すブロック図である。 組織観測用ビーム走査面及び血流観測用ビーム走査面を示す図である。 複数の血流データの合成を説明するための図である。 合成血流データの加工を説明するための図である。 関心領域（ＲＯＩ）の設定を説明するための図である。 除去処理を説明するための図である。 除去処理の具体例を説明するための図である。 フレームごとの中心点演算を説明するための図である。 グラフの一例を示す図である。 更新判定条件を説明するための図である。 ＲＯＩ設定方法を示すフローチャートである。 ＲＯＩ更新方法を示すフローチャートである。 ２つの候補点に対応する２つの流れ方向（流れ角度）を示す図である。 前側角度差及び後側角度差の演算方法を示す図である。 狭窄部位の存在下において演算された中心点及び最高流速点を示す図である。 中心点及び最高流速点の評価方法を示す図である。 サンプルゲート設定方法を示すフローチャートである。 他の評価方法を示す図である。 安定判定方法を説明するための図である。 安定判定範囲の一例を示す拡大図である。 安定判定方法を示すタイミングチャートである。 安定判定方法を示すフローチャートである。 サンプルゲート更新があった場合の動作例を示す図である。 安定判定範囲の他の例を示す図である。 安定判定方法の第１変形例を示す図である。 安定判定方法の第２変形例を示す図である。

以下、本発明の実施形態を図面に基づいて説明する。

（１）超音波診断装置の構成及び動作（図１〜図３）
図１には、超音波診断装置の構成がブロック図として示されている。この超音波診断装置は、病院等の医療機関に設置され、被検者を超音波診断する装置である。本実施形態において、被検部位は例えば頚動脈である。下肢動脈等の他の血管が診断対象となってもよい。

図１において、プローブ１０は超音波送受波器として機能するものであり、その送受波面が生体１４の表面（例えば頸部）に当接される。生体１４の内部には検査対象となる血管１６が存在し、その内部は血流１７である。プローブ１０は、送受波手段として機能するアレイ振動子１２を有する。アレイ振動子１２は、直線的に配列された複数の振動素子からなる。アレイ振動子１２として、２Ｄアレイ振動子が設けられてもよい。アレイ振動子１２として、cMUT (Capacitive Micro-machined Ultrasonic Transducers)を用いてもよい。

Ｂモードにおいては、アレイ振動子１２によって、組織観測用（Ｂモード用）の超音波ビームが形成され、それが電子的に走査される。本実施形態においては電子リニア走査方式が採用されている。組織観測用の超音波ビームは、通常、ステアリングされず、それは図１においてｙ’方向に平行に形成される。なお、ｘ方向は電子走査方向であり、ｙ方向は以下に説明するステアリングされた血流観測用の超音波ビームが向く方向であり、それは深さ方向である。電子リニア走査方式以外の電子走査方式が適用されてもよい。

ＣＦＭモードにおいては、アレイ振動子１２によって、組織観測用の超音波ビームに加えて、血流観測用の超音波ビーム２０が形成される。超音波ビーム２０は、通常、ステアリングされ、つまり、それは偏向ビームである。図１において偏向角度はθ１である。偏向角度θ１を維持したまま、超音波ビーム２０が直線的に走査される。

後に詳述するように、超音波ビーム２０の初期走査制御によって得られた血流データに基づいて関心領域（ＲＯＩ）１８が自動的に設定される。ＲＯＩ１８の設定後においては、ＲＯＩ１８によって定義される走査範囲及び深さ範囲に基づいて、超音波ビーム２０の走査が制御される。後に詳述するように、サンプルゲート２４は、関心領域１８内の超音波ビーム２０の走査によって得られた二次元の血流データ、及び、Ｂモードに従う超音波ビームの走査によって得られた二次元の組織データに基づいて、自動的に設定される。サンプルゲート２４は血流領域内に設定される。その実体は、受信信号中においてドプラ情報を切り出す区間である。符号２２はサンプルゲート２４を通過する方位を示している。

サンプルゲート２４の設定後において、ドプラモードへ自動的に遷移する制御が実行される。これについても後に詳述する。なお、ドプラモードとしては、ＰＷモード及びＣＷモードがあげられる。ＰＷモードの実行過程においてＣＦＭモードが同時並行的に実行されてもよい。

送受信部２６は、送信ビームフォーマー及び受信ビームフォーマーとして機能する電子回路である。送信時において、送受信部２６からアレイ振動子１２へ複数の送信信号が供給される。これにより送信ビームが形成される。受信時において、生体内からの反射波がアレイ振動子１２で受波される。これによりアレイ振動子１２から送受信部２６へ複数の受信信号が並列的に出力される。送受信部２６は、複数のアンプ、複数のＡ／Ｄ変換器、複数の遅延回路、加算回路等を有する。送受信部２６において、複数の受信信号が整相加算（遅延加算）されて、受信ビームに相当するビームデータが生成される。図示の構成例においては、送受信部２６は、受信信号を検波する回路も有する。送受信部には、ＰＷモード用の送受信回路も設けられている。

通常、超音波ビームの一回の走査当たり、１つの受信フレームデータ（二次元の組織データ又は二次元の血流データ）が取得される。１つの受信フレームデータは、走査方向に並ぶ複数のビームデータにより構成される。各ビームデータは深さ方向に並ぶ複数のエコーデータにより構成される。ＰＷモードの実行時には、サンプルゲートを通過するビーム方位に対応するビームデータが繰り返し取得される。

断層画像形成部２８は、Ｂモードにおいて機能し、それは、第１のビームデータ処理回路、第１のＤＳＣ（デジタルスキャンコンバータ）等を有する。第１のビームデータ処理回路は、対数変換回路、相関処理回路、フィルタ処理回路等を有する。第１のビームデータ処理回路から出力されたビームデータ列（つまり受信フレームデータ）が第１のＤＳＣへ送られ、同時に、演算制御部３８へ送られている（図１において“Ｂ”を参照）。第１のＤＳＣは、座標変換、補間処理等を実行する電子回路であり、そこから表示フレームデータ（Ｂモード断層画像データ）が出力される。その表示フレームデータが表示処理部３４へ送られる。第１のＤＳＣへ入力される受信フレームデータ及び第１のＤＳＣから出力される表示フレームデータは、いずれも二次元画像に相当する組織データである。もっとも、前者は送受波座標系（Ｂモード送受波座標系）に従うデータであり、後者は表示座標系に従うデータである。組織データを構成する個々の画素データはエコー強度を表すものである。

血流画像形成部３０は、ＣＦＭモード（カラードプラモード）において機能し、それは、第２のビームデータ処理回路、第２のＤＳＣ等を有する。第２のビームデータ処理回路は、ウォールモーションフィルタ、自己相関回路、速度演算回路、パワー演算回路等を有する。第２のビームデータ処理回路から出力されたビームデータ列（つまり受信フレームデータ）が第２のＤＳＣへ送られ、同時に、演算制御部３８へ送られている（図１において“Ｃ”を参照）。第２のＤＳＣは上記第１のＤＳＣと同様の機能を有する。第２のＤＳＣへ入力される受信フレームデータ及び第２のＤＳＣから出力される表示フレームデータは、いずれも二次元画像に相当する血流データである。もっとも、前者は送受波座標系（ステアリング送受波座標系）に従うデータであり、後者は表示座標系に従うデータである。血流データを構成する個々の画素データは血流速度を表すデータである。個々の画素データがドプラ情報のパワーを表すデータであってもよい。

なお、断層画像形成部２８及び血流画像形成部３０の内部には、それぞれデータを一時的に格納するシネメモリ（リングバッファ）が設けられている。座標変換前の組織データ及び血流データに代えて、座標変換後の組織データ及び血流データが、演算制御部３８へ送られてもよい（図１において２つの破線を参照）。

ドプラ波形形成部３２は、ドプラモード（具体的にはＰＷモード）において機能し、それは、ゲート回路、ＦＦＴ回路、波形メモリ等を有する。ゲート回路は、ドプラ観測方位（図１において符号２２を参照）において得られた各ビームデータの内でサンプルゲートに相当する期間内の信号（ドプラ情報）を取り出す回路である。取り出されたドプラ情報がＦＦＴ回路において周波数解析される。これによりパワースペクトルが得られる。時間軸上において順次得られたパワースペクトルをそれぞれ輝度列として表現することにより、ドプラ波形が生成される。ドプラ波形を示すデータが表示処理部３４に送られる。そのデータは、必要に応じて、演算制御部３８にも送られる。演算制御部３８は、ドプラ波形のオートトレース処理や解析を行う機能を有している。

表示処理部３４は、グラフィック画像生成機能、画像合成機能、カラー処理機能等を有する。グラフィック画像は、マーカー、カーソル等を含む画像である。演算制御部３８においてグラフィック画像が生成されてもよい。表示器３６には、Ｂモードにおいて、二次元組織画像（白黒断層画像）が表示される。ＣＦＭモードにおいては、二次元組織画像上に二次元カラー血流画像が重畳表示される。ＰＷモードにおいては、表示器３６にドプラ波形が表示される。ドプラ波形の解析結果やその計測結果も表示器３６に表示される。表示器３６は、例えば、ＬＣＤとして構成され、あるいは、有機ＥＬデバイスとして構成される。

演算制御部３８は、本実施形態において、ＣＰＵ及び動作プログラムにより構成される。それが１又は複数のデバイス、１又は複数のプロセッサ、電子回路等によって構成されてもよい。演算制御部３８は、図１に示されている各構成の動作を制御するものである。また、演算制御部３８は、以下に図２を用いて説明する複数の機能を有する。演算制御部３８には操作パネル４０が接続されている。操作パネル４０はトラックボール、複数のボタン、複数のスイッチ、キーボード等を備える入力デバイスである。

図２には、演算制御部３８が有する複数の機能が複数のブロックによって表現されている。個々のブロックが専用のプロセッサ又はデバイスによって構成されてもよい。演算制御部３８は、送受信制御機能、ＲＯＩ設定機能、サンプルゲート設定機能、モード遷移制御機能、等を有している。以下にそれらの機能について具体的に説明する。

送受信制御部４２は、図１に示した送受信部の制御を通じて、超音波の送受信を制御する手段である。選択された動作モードに応じたビーム走査等が実行されるように、送受信制御部４２が超音波の送受信を制御している。送受信制御部４２は、走査制御部４２Ａを有している。走査制御部４２Ａは、ＲＯＩの自動設定に先立って初期走査制御を実行し、ＲＯＩの自動設定後にＲＯＩに従う走査制御を実行する。その際においては、プリセットされたステアリング角度θ１が参照される。ステアリング角度θ１が血流データ及び組織データに基づいて自動的に設定されてもよい。ユーザー操作によってステアリング方向が反転されてもよいし、ステアリング角度θ１が変更されてもよい。

ＲＯＩ（初期ＲＯＩ、ＲＯＩ）の自動設定においては、前処理部４４、中心点演算部４６及びＲＯＩ設定部（更新部）４８が機能する。前処理部４４は、合成手段、加工手段及び除去手段として機能する。具体的には、前処理部４４は、初期走査制御下において得られる複数の血流データを合成して合成血流データを生成する機能と、合成血流データを加工してその形態を走査方向に対称とする機能と、血流像の見かけ上のはみ出しが生じている場合にそのはみ出し部分を除去する機能と、を有する。なお、本実施形態において、血流データは、ドプラ観測用超音波ビームの走査により得られた受信フレームデータであり、それは座標変換前の血流画像に相当するものである。

中心点演算部４６は、合成血流データ中の血流領域の中心点、及び、各血流データ中の血流領域の中心点を演算する手段である。それらの中心点は、血流領域の代表点である。ＲＯＩ設定部（更新部）４８は、血流領域の中心点をＲＯＩ中心点としつつＲＯＩを設定し、またＲＯＩを更新する手段である。ＲＯＩの設定に際しては、プリセットされた走査方向ＲＯＩ幅Ｗｘ，深さ方向ＲＯＩ幅Ｗｙ及びステアリング角度θ１が参照される。それらのパラメータが血流データ及び組織データに基づいて自動的に決定されてもよい。なお、組織データは、組織観測用の超音波ビームの走査によって得られた受信フレームデータであり、それは座標変換前の組織画像に相当するものである。

波形生成部５０は、時間軸上の複数の血流データに基づいて後述する波形（グラフ）を生成する手段である。ピーク判定部５２は、波形における個々のピークを判定することにより心拍単位で所定時相（例えば拡張末期のやや後の時相）を判定する手段である。図示の構成例では、ピーク判定部５２からＲＯＩ設定部４８及びゲート設定部６２へ、所定時相を表すトリガ信号が出力されている。トリガ信号は、更新タイミング又は判定タイミングを示す信号である。

サンプルゲートの自動設定においては、最高流速点演算部５４、中心点演算部５６、選択部５８、ゲートサイズ演算部６０及びゲート設定部（更新部）６２が機能する。最高流速点演算部５４及び中心点演算部５６が候補点演算手段として機能し、選択部５８が候補点選択手段として機能し、ゲート設定部６２がサンプルゲート設定手段として機能する。本実施形態においては、フレーム単位で血流領域内に属する複数の候補点が演算され、複数の候補点の評価結果からいずれかの候補点が選択される。選択された候補点がサンプルゲート位置（サンプルゲートの中心位置）となる。選択された候補点に基づいて、それとは異なる点として、サンプルゲート位置が定められてもよい。

より詳しくは、本実施形態において、第１候補点としての最高流速点と、第２候補点としての中心点と、が演算され、それらのいずれかがサンプルゲート位置とされる。狭窄部位が存在している場合、その内部にサンプルゲートを設定するのが望ましく、そのような観点から候補点群の中に最高流速点が含まれている。サンプルゲート位置が空間的にばらつくことを避けるためには安定的に生じる候補点を用意しておく必要があり、そのような観点から候補点群の中に中心点が含まれている。サンプルゲートがその本来の機能を発揮するのはドプラモードへの遷移後である。

最高流速点演算部５４は、血流データに基づいて血流領域中の最高流速点を演算する手段である。もっとも、超音波診断装置において実際に観測できるのは、一般に、真のドプラ信号の内で超音波ビーム方向の成分である。中心点演算部５６は、血流データに基づいて血流領域の中心点を演算する手段である。中心点は、例えば、血流領域の重心点、あるいは、血流領域における中間座標として定義される点、である。選択部５８は選択手段として機能するものであり、その選択手段は方向演算手段及び評価手段を含む概念である。選択部５８は、血流データ及び組織データに基づいて、最高流速点及び中心点をそれぞれ評価し、それらの評価結果から、いずれかの点を選択する。

ゲートサイズ演算部６０は、サイズ演算手段として機能するものであり、それは、選択された点を通過する方位において血流像の幅を特定し、その幅に基づいてゲートサイズを演算する。ゲート設定部６２はサンプルゲート設定手段として機能するものであり、それは、選択された点をサンプルゲート中心位置としつつ、演算されたゲートサイズを有するサンプルゲートを設定する。その際においては、プリセットされたステアリング角度θ１が参照される。サンプルゲートの設定（更新）は、ピーク判定部５２からトリガ信号が得られたタイミングで、必要に応じて、実行される。

最高流速点演算部５４、中心点演算部５６、選択部５８及びゲートサイズ演算部６０は、フレーム単位で動作しているが、ゲート設定部６２が設定動作を行うタイミングは、上記トリガ信号が入力された時点であり、つまり、個々の心拍における所定時相である。個々の心拍における所定時相限りにおいて、最高流速点演算部５４等が動作するように制御してもよい。なお、所定時相ではなく、指定されたタイミングでサンプルゲートが演算及び設定されてもよい。

モード遷移制御においては、最高流速点演算部５４、中心点演算部５６、選択部５８及びゲート設定部６２がサンプルゲート情報演算手段として機能する。以下に説明する安定判定部６６及び遷移制御部６８が制御手段として機能する。本実施形態においては、サンプルゲートの安定の判定に当たって、サンプルゲート情報としてサンプルゲート位置が参照されているが、サンプルゲート位置が安定していることを示す他の情報が参照されてもよい。

安定判定部６６には、複数のサンプルゲート位置を示す情報が順次入力されており、安定判定部６６は、それらを監視し、サンプルゲート位置の時間的な変化が少ないことに基づいて、モード遷移を判定する。ここで、各サンプルゲート位置は、トリガ信号が生成された時点のものであり、１心拍離れた２つのサンプルゲート位置が比較されている。具体的には、先のサンプルゲート位置に基づいて安定判定範囲が定められ、現在のサンプルゲート位置が安定判定範囲に属する場合に安定が判定される。ｎ回連続して安定が判定された場合（ｎ心拍にわたって安定状態が続いた場合）に、モード遷移が判定される。遷移制御部６８は、そのような事態を判定し、実際にモード遷移を実行する手段である。ドプラモードの実行開始に伴ってドプラ波形の表示が開始される。

角度補正部７０は、サンプルゲート位置での補正角度を特定し、補正角度に基づいてドプラ波形の縦軸を補正する手段である。本実施形態においては、候補点ごとに流れ方向が演算されており、その流れ方向から補正角度が特定される。なお、表示画面上には、サンプルゲートを示すゲートマーカーと共に、その中心を横切る補正角度マーカーが表示される。なお、サンプルゲート位置、補正角度、その他のパラメータを、必要に応じて、マニュアルで修正することも可能である。

図３には、超音波診断装置の動作例がフローチャートとして示されている。Ｓ１０においては、検査者によりＢモードが選択され、あるいは、デフォルトの動作モードとしてＢモードが自動的に選択される。検査者は、表示された断層画像を見ながら、断層画像の内部に対象血管の断面が含まれるように、プローブの位置及び姿勢を調整する。その後、Ｓ１２において、検査者により、ＣＦＭモードの動作開始を指示する操作がなされる。Ｓ１４においては、血流データに基づいて、ＲＯＩが自動的に設定され、その後、必要に応じて、設定されたＲＯＩが更新される。Ｓ１６においては、必要に応じて、検査者によりステアリング角度が変更される。これに伴ってＲＯＩの形態が変化する。Ｓ１８において、検査者により、サンプルゲートを模擬するカーソル（マーカー）を画面上に登場させる操作が行われる。それをトリガとして、Ｓ２０において、血流データ及び組織データに基づいて、サンプルゲートが自動的に設定される。サンプルゲートは、一定の要件が満たされた時点で、自動的に更新される。Ｓ２４では、サンプルゲートが安定状態にあるか否かが判断され、安定状態にあれば、Ｓ２６においてＰＷモードへ自動的に遷移する。ＣＷモードへ自動的に遷移してもよい。Ｓ２８においては、ドプラ波形に対するオートトレース、オートトレース結果に基づく計測、等が実行される。

従来においては、ＲＯＩのマニュアル設定、サンプルゲートのマニュアル設定、及び、ドプラモード実行のためのマニュアル操作が必要であったが、上記実施形態においては、それらがすべて自動的に実行されるので、検査者の負担が大幅に軽減される。これにより検査者において画像観察へ集中できるという利点がもたらされる。また、検査時間を短縮できるので、被検者の負担を軽減できる。更に、ＲＯＩやサンプルゲートを客観的に設定でき、それらの設定において再現性を良好にできる、等の利点も得られる。

（２）ＲＯＩの自動設定（図４〜図１４）
以下にＲＯＩの自動設定方法について詳しく説明する。その方法は図３に示したＳ１４において実行されるものである。

図４には、２つのビーム走査面が示されている。ビーム走査面７１は、組織観測用の超音波ビームを電子走査することによって形成される。ビーム走査面７１内には血管の断面７４が含まれる。符号７３は走査方向の全範囲を示している。ビーム走査面７２は、ステアリングされた血流観測用の超音波ビーム７５を電子走査することによって形成される。ステアリング角度はθ１である。ＣＦＭモードにおいては、一般に、ビーム走査面７１とビーム走査面７２とが同時進行で形成され、あるいは、それらが交互に形成される。

図５に示すように、初期走査制御においては、所定期間Ｔ１にわたって血流観測用の超音波ビームが繰り返し走査される。これにより、時間軸上において並ぶ複数の血流データ（複数の受信フレームデータ）Ｆ１〜Ｆｎが得られる。所定期間Ｔ１は、例えば、平均的な１心拍期間のおよそ半分として定められ、それは例えば０．５秒である。一般に、１心拍内においては血流像の現れ方（位置や範囲）が大きく変化する。例えば、拡張末期又はその直後くらいの時相において血流像が最も良く現れる。そのような最良の血流像を取得でき、且つ、初期ＲＯＩ設定の遅れをあまり生じさせないように、所定期間Ｔ１が定められる。初期走査制御においては、本実施形態では、走査方向の全範囲にわたって血流観測用の超音波ビームが走査される。もっとも、全範囲中の主要部分にわたってその走査が行われるようにしてもよい。

各血流データＦ１〜Ｆｎには血流像Ｒ１〜Ｒｎが含まれる。血流像Ｒ１〜Ｒｎは一定以上の速度又はパワーを有するカラー部分に相当する。それらの内で、血流像Ｒ２は血管内部の全体に広がっており、血流像Ｒｎはほとんど実体を有していない。本実施形態においては、所定期間Ｔ１内で得られた血流データＦ１〜Ｆｎが合成される。具体的には加算される。これによって合成血流データが生成される。合成血流データには、複数の血流像からなる加算像７８が含まれる。加算に際しては、累積加算法を採用してもよいし、ＯＲ条件に従う加算法を採用してもよい。いずれにしてもＲＯＩ中心点を特定する前提として血流像発生エリアの全体が特定される。

続いて、図６に示されるように、表示座標系上で左右対称となるように、ステアリング方向及びステアリング角度に従って、合成血流データ７６に対して加工処理が施される。具体的には、合成血流データ７６における一部分８４が切り取られて、左右対称（走査方向に対称）の形態をもった合成血流データ７６Ａが生成される。図示の例において、ステアリング角度はθ１であり、上記一部分８４は、２×θ１、あるいは、＋θ１及び−θ１に相当する部分である。具体的には、切り取られる一部分８４は、切り取り側（超音波ビームが倒される側）の端点８０から垂線８２を降ろした場合において、垂線８２の一方側にある角度θ１に相当するエリア８６と、垂線８２の他方側にある角度θ１に相当するエリア８８と、からなる。加工後の合成血流データ７６Ａは、その中心線９０を境として、左右対称の形態となる。

加工後の合成血流データ７６Ａに基づいて、その中心点Ｃが演算される。具体的には、合成血流データ７６Ａにおいて、血流像７８Ａのｘ方向の最大値及び最小値、並びに、血流像７８Ａのｙ方向（又はｙ’方向）の最大値及び最小値が特定され、それらに基づいて、ｘ方向の中間値（平均値）及びｙ方向（又はｙ’方向）の中間値（平均値）が演算される。それらによって中心点の座標が特定される。中心点は血流像を代表する点であって、重心点に相当するものである。個々の画素値を考慮しながら、中心点を演算してもよい。

上記加工処理を行わないで中心点を求めると、例えば、位置Cａが特定される。位置Ｃａは、超音波ビームのステアリングの影響を受けて、超音波ビームの傾き方向にシフトしている。そのような位置Ｃａに基づいてＲＯＩを設定した場合、ＲＯＩがシフトした位置に設定されてしまう。上記加工処理によれば、そのような問題が生じることを回避できる。左右対称性を得られる限りにおいて、加工処理によって他の形態が生成されてもよい。

図７に示すように、上記のように演算された中心点ＣがＲＯＩ中心に一致するように、初期ＲＯＩ９２が生成される。その際においては、プリセットされたＷｘ，Ｗｙ（又はＷｙ’）が参照される。ＷｘはＲＯＩ９２のｘ方向の幅を指定するものであり、ＷｙはＲＯＩ９２のｙ方向の幅を指定するものである。なお、符号９４はｙ方向に平行な中心線を示しており、符号９６はｘ方向に平行な中心線を示している。例えば、Ｗｘは全走査範囲の１／２であり、Ｗｙは現在設定されているＢモード診断レンジ（診断深さ）の１／２である。本願明細書上に記載した各数値はいずれも例示に過ぎないものである。

初期ＲＯＩの設定後においては、その初期ＲＯＩによって、血流観測用の超音波ビームの走査範囲及び血流観測用の診断レンジが画定される。その結果、初期ＲＯＩ内部の血流データが繰り返し得られる。それらの血流データに基づいて、必要に応じて、ＲＯＩの位置が更新される。ＲＯＩの更新に先立って、ＲＯＩ内部の各血流データに対してはみ出し部分を除去する処理が適用される。これについて図８及び図９を用いて説明する。

図８の左側には除去処理前の状態１００が示されており、図８の右側には除去処理後の状態１０２が示されている。組織像１０６には血管断面像１１０が含まれる。ＲＯＩ９２内の血流像１０８には、はみ出し部分１１２が含まれる。図示の例において、はみ出し部分１１２は、血管内部からステアリング方向１１６の深部側へ膨らみ出ている。はみ出し部分１１２には、血管壁上に重畳した部分も含まれる。はみ出し部分１１２は、距離分解能の低さ等、様々な要因により生じるものである。はみ出し部分１１２を含む血流像１０８に基づいて中心点を演算すると、中心点を正しく求めることができなくなる。例えば、狭窄部位の外側に中心点が演算されてしまう事態が生じる。そこで、本実施形態では、以下において説明する除去処理が適用されており、除去処理後の血流像１１８に基づいて中心点が演算されている。

図９には、除去処理の一例が示されている。この除去処理においては、表示座標系上において画素単位で優劣を判定するために、血流データ及び組織データがそれぞれ仮想的に表示データに変換されている。その変換に際して必要な座標変換も実行されている。

具体的には、変換テーブル１２０は、血流データを構成する各速度値を表示データ（ＲＧＢ値）に変換するものである。その場合においては正負の符号も考慮される。変換テーブル１２２は、組織データを構成する各輝度値を表示データ（ＲＧＢ値）に変換するものである。符号１２４は変換後の血流データを示しており、それはＲＯＩ１２６内に存在するデータである。符号１２８は変換後の組織データを示しており、符号１３０はＲＯＩに相当する領域を表している。変換後の血流データ及び組織データの間で、座標系を合わせる処理が適用された上で、画素ごとに２つの表示データ１３２，１３４間で、比較及び判定が行われる。例えば、組織の輝度値が一定値以上であり且つ血流の速度値が０でないことを前提として、変換後の血流ＲＧＢ値が変換後の組織ＲＧＢ値に対して所定の条件を満たす場合、血流ＲＧＢ値が採用され（元の速度値が維持され）、そうでない場合、組織ＲＧＢ値が採用される（元の速度値が除外される）。その条件としては様々なものを採用できる。

ちなみに、本実施形態においては、図１０に示されるように、一連のフレームＦ１１，Ｆ１２，Ｆ１３における個々のフレーム単位で、中心点Ｃ１１，Ｃ１２，Ｃ１３が演算されている。また、個々のフレーム単位で、速度値（絶対値）の総和が演算されており、これによって、図１１に示すグラフ（波形）１４４が生成されている。図１１において、横軸は時間軸であり、縦軸は速度値（絶対値）の総和である。グラフ１４４は心拍に連動して周期的に変化している。逆に言えば、グラフ１４４から、個々の心拍期間内における所定時相を特定することが可能である。本実施形態では、グラフ１４４において心拍単位で生じるピーク（極大点）１４６が特定されており、ピーク検出タイミングでトリガ信号が生成されている。トリガ信号の生成タイミングで演算又は特定された中心点がＲＯＩ更新の要否の判定において利用され、また、更新後のＲＯＩの中心点とされる。なお、トリガ信号が生成された時点の前後にわたる複数の中心点を参照し、それらに基づいて、ＲＯＩ更新の要否を判定してもよく、また更新後のＲＯＩの中心点を決定してもよい。

図１２には、ＲＯＩ更新の要否を判定するための条件が示されている。符号１４８は既に設定されているＲＯＩを示している。Ｃ１５はその中心点である。中心点Ｃ１５を基準として、不感領域１５０が定められる。不感領域１５０の走査方向の幅１５４は、ＲＯＩ１４８の走査方向の幅１５２に対して一定の係数（例えば０．６）を乗じることにより定められ、不感領域１５０の深さ方向の幅１５８は、ＲＯＩ１４８の深さ方向の幅１５６に対して一定の係数（例えば０．６）を乗じることにより定められる。トリガ信号発生時点で演算された現在の中心点Ｃ１６が不感領域１５０に属する場合、ＲＯＩ更新は見送られる。一方、トリガ信号発生時点で演算された現在の中心点Ｃ１６が不感領域１５０に属しない場合、ＲＯＩの更新が判定される。具体的には、中心点Ｃ１６を中心とする新しいＲＯＩが生成される。その場合、通常、送受信条件がリセットされ、新しい送受信条件の下での送受信が実行される。中心点Ｃ１７をＲＯＩの中心として利用してもよいし、新しい送受信条件の下で上記初期走査制御を適用して初期ＲＯＩを設定してもよい。

いずれにしても、血流像の中心点が不感領域１５０を超えるような大きな変化が生じた場合、現在のＲＯＩを維持するのは適当ではないので、ＲＯＩが更新される。一方、送受信条件のリセットが頻繁に生じると、検査者に心理的な負担がかかり、検査時間が長引くことになる。これを考慮し、血流像の中心点がそれほど変化しないような場合には現在のＲＯＩが維持されるようにしている。以上のような２つのニーズを満たすように、不感領域１５０のサイズや形態が適宜定められる。

図１３には初期ＲＯＩ設定方法がフローチャートとして示されている。Ｓ３０では、初期走査条件に従い、ステアリングされた血流観測用の超音波ビームの走査が開始される。その場合、走査範囲の全体にわたって当該超音波ビームが走査される。Ｓ３２においては、超音波ビームの繰り返し走査によって得られた複数の血流データ（複数のフレームデータ）が合成され、合成血流データが生成される。必要であれば、Ｓ３４において、合成血流データに対して、上記はみ出し部分を除去する処理を適用してもよい。Ｓ３６において、合成血流データが加工される。具体的には、合成血流データの形態がその中心線を基準として対称となるように、合成血流データが加工される。Ｓ３６の実行後に上記Ｓ３４が適用されてもよい。Ｓ３８においては、加工後の合成血流データに基づいて、中心点が演算される。Ｓ４０においては、中心点が初期ＲＯＩ中心に一致するように、初期ＲＯＩが設定される。その後、初期ＲＯＩに従って血流観測用の送受信条件が再設定される。

図１４には初期ＲＯＩの設定後において実行されるＲＯＩ更新方法が示されている。Ｓ５０及びＳ５２はフレームごとに実行される。Ｓ５０では、血流データに対して、はみ出し部分を除去する加工処理が適用される。その上で、Ｓ５２においては、加工処理後の血流データに基づいて、中心点が演算される。Ｓ５４においては、グラフにおけるピークが検出されたか否かが判定され、ピークが検出されていない場合、つまり現時点が更新判定を行う所定時相でないと判断された場合、Ｓ５０以降の工程が実行される。Ｓ５４において、ピークが検出された場合、つまり現時点が所定時相であると判断された場合、Ｓ５６において不感エリアに基づく更新条件が満たされるか否かが判断され、更新条件が満たされない場合にはＳ５０以降の各工程が実行される。Ｓ５６において、更新判定条件が満たされた場合、Ｓ５８においてＲＯＩの位置が更新される。つまり、ＲＯＩが再設定される。その後、そのＲＯＩに従って血流観測用の送受信条件が再設定される。

上記実施形態によれば、ドプラ情報を観測する関心領域を適切な位置に自動的に設定することが可能となる。特に、前処理としてのデータ加工によって、ステアリング方向やステアリング角度の影響を受けずに、中心点を演算することが可能となる。更に、中心点の演算に当たって合成血流データを利用しているので、個々の瞬時的な血流像が時相によって大きく変化しても、不適切な位置に中心点が演算されてしまうことはない。

上記実施形態では、合成血流データを生成した後に当該合成血流データが加工されていたが、個々の血流データを個別的に加工した上で、加工後の血流データを合成するようにしてもよいし、合成と同時進行で加工を行うようにしてもよい。結果として左右対称性を有する合成血流データが得られればよい。

（３）サンプルゲートの自動設定（図１５〜図２０）
以下にサンプルゲートの自動設定方法について詳しく説明する。それは図３に示したＳ２０において実行されるものである。

図１５には、ＲＯＩ内の血流データが示されている。図示の例では、血管内において血流像１６０が比較的に大きく現れている。本実施形態では、血流データに基づいて、複数の候補点として、中心点Ｐ１及び最高流速点Ｐ２が演算される。中心点Ｐ１は、例えば、重心点である。重心点は、例えば、血流像（カラー部分）の走査方向における最大座標と最小座標の間の中間座標と、血流像（カラー部分）の深さ方向における最大座標と最小座標の間の中間座標と、により特定される。個々の画素が有する速度値を考慮して重心点を演算するようにしてもよいし、血流像の形態を考慮して重心点を演算してもよい。最高流速点Ｐ２は、絶対値として最も大きな速度値を有する点である。第３の点が候補点となってもよい。また、中心点又は最高流速点が他の点に置換されてもよい。

血流データに対して、ビーム方向に平行に複数の参照ライン１６４が設定され、個々の参照ライン上において血流像１６０の中間点１６６が演算される。走査方向に並ぶ複数の中間点１６６を繋げることにより、中心線１６８が構成される。中心線１６８は、血管の中心線ではなく、血流像１６０の中心線である。

中心線１６８を基礎として、中心点Ｐ１及び最高流速点Ｐ２のそれぞれについて、流れ方向（流れ角度）φ１，φ２が演算される。具体的には、例えば、中心点Ｐ１を通過するラインであってビーム方向に平行なラインＬ１と、中心線１６８と、が交わる交点１７０が特定される。中心線１６８において、交点１７０を中心として走査方向に広がる一定の区間１７２が参照され、区間１７２で画定される線分から、流れ方向が特定される。例えば、その線分に対して最小二乗法を適用することにより、あるいは、接線演算を適用することにより、流れ方向が演算される。他の方法を利用してもよい。流れ方向は具体的には流れ角度φ１として特定される。最高流速点Ｐ２についても、上記同様に、中心線１６８とラインＬ２との交点１７６を基準として、中心線１６８上に一定の区間１７８が定められ、その中の線分に基づいて流れ方向が演算される。流れ方向は具体的には流れ角度φ２として特定される。

上記のラインＬ１，Ｌ２を基準として、血管壁の壁方向も特定される。例えば、図１６に示されるように、ラインＬ１が前壁（例えば前壁中の外膜）と交わる点におけるエッジ方向として前壁方向つまり前壁角度φＦ１を特定することが可能である。また、ラインＬ１が後壁（例えば後壁中の外膜）と交わる点におけるエッジ方向として後壁方向つまり後壁角度φＲ１を特定することが可能である。同様に、最高流速点Ｐ２についても、前壁角度φＦ２及び後壁角度φＲ２を特定することが可能である。エッジ方向の演算方法としては各種の公知技術を利用することが可能である。

本実施形態では、以上のように演算された、中心点Ｐ１についての流れ角度φ１、前壁角度φＦ１及び後壁角度φＲ１と、最高流速点Ｐ２についての流れ角度φ２、前壁角度φＦ２及び後壁角度φＲ２と、に基づいて、中心点又は最高流速点のいずれかが選択される。選択された点がサンプルゲート位置とされる。具体的には、中心点Ｐ１について、流れ角度φ１と前壁角度φＦ１との間の角度差ΔφＦ１１（符号１８０参照）、及び、流れ角度φ１と後壁角度φＲ１との間の角度差ΔφＲ１１（符号１８２参照）が演算される。最高流速点Ｐ２について、流れ角度φ２と前壁角度φＦ２との間の角度差ΔφＦ２２（符号１８４参照）、及び、流れ角度φ２と後壁角度φＲ２との間の角度差ΔφＲ２２（符号１８６参照）が演算される。角度差ΔφＦ１１，ΔφＲ１１は、中心点Ｐ１と中心点Ｐ１付近の血管壁との間の平行度を示すものである。つまり、それらは、中心点Ｐが安定的に生じるか否かを示す指標となるものである。角度差ΔφＦ２２，ΔφＲ２２は、最高流速点Ｐ２と最高流速点Ｐ２付近の血管壁との間の平行度を示すものである。それらは、狭窄部位であるのか否かを判断する指標になるものである。そこで、それらの４つの角度差を総合考慮して、中心点及び最高流速点の中から、いずれかの点が選択される（符号１８８参照）。

図１７に示す例では、中心点Ｐ１は、およそ、血管１９０の内部領域の中央に特定されている。一方、最高流速点Ｐ２は、狭窄部位の内部に特定されている（符号１９２はプラークを模式的に示している）。このような場合、一般に、最高流速点Ｐ２が選択される。なお、狭窄部位が存在しない場合、最高流速点Ｐ２の位置は安定せず、特に、フレームレートが遅い場合には、様々な位置に最高流速点Ｐ２が生じてしまう。そのような場合、中心点Ｐ１が選択される。いわゆる折り返しが生じている場合には、それを補正した上で、最高流速点を特定するのが望ましい。

図１８には、選択条件が示されている。符号１９４は、中心点についての評価を示している。符号１９６は、最高流速点についての評価を示している。符号１９８は選択結果を示している。詳しく検討すると、中心点が選択されるのは、角度差ΔφＦ１１が所定値α１以下で且つ角度差ΔφＲ１１が所定値α２以下という第１条件が満たされ、同時に、角度差ΔφＦ２２が所定値α３以下で且つ角度差ΔφＲ２２が所定値α４以下という第２条件が満たれた場合だけである。それ以外の場合には最高流速点Ｐ２が選択される。これは、最高流速点がある程度安定的に生じるような場合には、最高流速点を優先的に選択するという考え方に基づくものである。第１条件及び第２条件が同時に満たされる場合、狭窄部位が生じていない可能性が高く、しかも最高流速点の位置が大きく変化する可能性があるので、その場合には、中心点が選択されるようにしている。α１乃至α４として、同じ数値が設定されてもよい。例えば、それらの値を10度としてもよい。

以上のようにして、選択された点（中心点又は最高流速点）がサンプルゲートの中心位置とされる。選択された点について、既に演算されている流れ角度が補正角度となる。選択された点を通過するライン上において、血流像の幅が特定され（例えば先に演算された幅が参照され）、その幅に所定係数（例えば１／２又は２／３）を乗算することにより、サンプルゲートサイズが自動的に設定される。他の方法によってサンプルゲートサイズを決めるようにしてもよい。

図１８に示した選択条件は一例であり、目的や状況に応じて、他の選択条件を採用してもよい。自動的に選択された点をマニュアルで変更するようにしてもよい。上記実施形態においては、候補点の選択に際して血流データのみならず組織データも参照しているので（前壁及び後壁も考慮するようにしたので）、候補点選択をより的確に行うことが可能である。

図１９には、サンプルゲート設定方法がフローチャートとして示されている。Ｓ７０からＳ７８までの一連の工程がフレーム単位で実行される。Ｓ７０においては、血流データに基づいて中心点及び最高流速点が演算される。Ｓ７２においては、血流データに基づいて中心点についての流れ方向（流れ角度）及び最高流速点についての流れ方向（流れ角度）が演算される。また、組織データに基づいて、中心点についての前壁方向（前壁角度）及び後壁方向（後壁角度）、並びに、最高流速点についての前壁方向（前壁角度）及び後壁方向（後壁角度）が演算される。Ｓ７４においては、それらの方向（角度）に基づいて、中心点及び最高流速点が評価され、その結果として、いずれかの点が選択される。Ｓ７６では、選択された点についての流れ角度が補正角度とされる。Ｓ７８では、選択された点を通過するライン上における血流像の幅からゲートサイズが演算される。Ｓ８０においては、グラフにおけるピークが検出されたか否かが判断され、ピークが検出されていない場合には、Ｓ８８での判断を経由して、Ｓ７０以降の工程が実行される。Ｓ８０においてピークが検出されたならば、Ｓ８２において、最初のサンプルゲート設定か否かが判断され、ＹＥＳであればＳ８４を経由することなく、Ｓ８６において、サンプルゲートが自動的に設定される。その際、設定されたサンプルゲートを表すマーカーが画面上に表示される。Ｓ８８では本処理を継続するか否かが判断される。

一方、Ｓ８２において、最初のサンプルゲート設定ではないと判断された場合（Ｎｏの場合）、Ｓ８４において、更新条件を満たすか否かが判断される。例えば、前回設定されたサンプルゲート位置を中心として所定の不感エリアが設定され、現時点で選択された点が不感エリアを超えたか否か（更新条件を満たしたか否か）が判断される。更新条件を満たした場合だけ、Ｓ８６におけるサンプルゲート更新が許容される。Ｓ８６においては、不感エリアとして、例えば、図１２に示した不感エリアのようなものが設定されてもよい。更新条件を設けることにより、サンプルゲート位置が頻繁に更新されて、その都度、送受波条件がリセットされてしまうことを回避できる。もっとも、選択対象が最高流速点から中心点に切り替わったような場合には、状況が大きく変化しており、サンプルゲートを更新すべきであるので、そのような場合にはＳ８６が実行されるように更新条件を適宜定めておくのが望ましい。なお、最初のサンプルゲート設定の場合には、符号１９９で示すように、Ｓ７８の実行後、直ちにＳ８６が実行されてもよい。

図２０には変形例が示されている。この変形例においては、中心点Ｐ１について、流れ角度φ１、前壁角度φＦ１及び後壁角度φＲ１に加えて、両壁角度差ΔφＦＲ１も演算されている（符号２００参照）。また、最高流速点Ｐ２について、流れ角度φ２、前壁角度φＦ２及び後壁角度φＲ２に加えて、両壁角度差ΔφＦＲ２も演算されている（符号２０２参照）。両壁角度差ΔφＦＲ１は、前壁角度φＦ１と後壁角度φＲ１との間の角度差である。両壁角度差ΔφＦＲ２は、前壁角度φＦ２と後壁角度φＲ２との間の角度差である。両壁角度差ΔφＦＲ１，ΔφＦＲ２も考慮して、選択（符号２０４参照）を行うことにより、選択精度をより高められる。更に他の情報を参照するようにしてもよい。

上記実施形態によれば、状況に応じて適切な位置にサンプルゲートを自動的に設定できる。特に、その設定に際して、血流データ及び組織データの両方が利用されるので、設定結果の信頼性を高められる。なお、サンプルゲート設定後においてドプラモードへの遷移が遅れると、サンプルゲート更新が繰り返されて、検査者にストレスを与える可能性があるので、サンプルゲート設定後、一定条件下で早々にモード遷移制御が実行されるのが望ましい。

（４）ドプラモードへの自動遷移（図２１〜図２７）
以下にモード自動遷移方法について詳しく説明する。それは図３に示したＳ２４及びＳ２６において実行されるものである。

図２１には、現フレーム２１０が示されている。先のフレームに基づいてサンプルゲート２１８が設定されている。符号２１４はサンプルゲート２１８の中心位置（サンプルゲート位置）である。そこを通過するバー２１９が血流速度補正用の補正角度を表している。符号２１２はＲＯＩを示している。ＲＯＩ２１２は、先のフレーム又はより過去のフレームに基づいて設定されたものである。符号２２３は、サンプルゲート更新条件をなす不感エリアを示している。

現フレーム２１０（具体的には現在の血流データ）に基づいて、中心点又は最高流速点として、サンプルゲート位置２２２が演算される。そのサンプルゲート位置２２２は、現時点では計算上のものであって、更新条件が満たされる限りにおいて、実際に採用されるものである。

本実施形態では、先のサンプルゲート位置２１４に基づいて、安定状態を判定するための近傍エリア２２０が設定される。近傍エリア２２０内に、現在演算されたサンプルゲート位置２２２が属する場合に安定が判定される。そして、ｎ回連続して安定が判定された場合にモード遷移が判定され、モード遷移制御が実行される。ｎは１以上の整数であり、２以上であるのが望ましいが、ｎが１であってもよい。ｎを状況に応じて可変設定できるように構成してもよい。近傍エリア２２０は不感エリア２１２に包含される、より小さなエリアである。その半径は可変設定され得る。

図２２には、近傍エリア２２０が拡大図として示されている。近傍エリア２２０は、表示座標系において、円形のエリアであり、その半径はβである。現時点で求められている計算上のサンプルゲート位置２２４が近傍エリア２２０内に属する場合、安定が判定され、現時点で求められている計算上のサンプルゲート位置２２６が近傍エリア２２０を外れる場合、安定は判定されない。半径βの大小によって安定判定の感度を調整できる。実際の比較判定においては、表示座標系上において、先のサンプルゲート位置２１４と計算上の現サンプルゲート位置２２４，２２６との間の距離ｒ１、ｒ２が演算され、続いて、距離ｒ１、ｒ２が半径β以内か否かが判断される。そのような演算に際しては、方向を考慮する必要がないので、比較的に簡易に比較判定を行える。もっとも、他の条件に従って安定か否かを判断してもよい。βは、例えば、数ｍｍ以下に設定され、望ましくは０．５mm以上１．０ｍｍ以下に設定される。

図２３には、以上説明した内容がタイミングチャートとして示されている。符号２３０で示すように、グラフにおける個々のピークが検出される。これにより各心拍における所定時相が特定される。隣接する２つの心拍間で、同じ時相に対応する２つのサンプルゲート位置が比較される。符号２３１で示すように、個々のピーク検出時点でのサンプルゲート位置（計算上のサンプルゲート位置）ｑ１・・・ｑ７が特定される。図示の例では、タイミングｔ１において演算されたサンプルゲート位置ｑ１がサンプルゲート設定で実際に採用されており（符号２３４参照）、その後において、設定されたサンプルゲート位置は維持されている。符号２３３で示すように、本実施形態では、隣接する２心拍間で２つのサンプルゲート位置が比較される。

具体的には、先の心拍について演算されたサンプルゲート位置に基づいて近傍エリアが設定され、その近傍エリア内に現在演算されたサンプルゲート位置が属するか否かが判断される。図示の例では、符号２３５で示すように、３回連続で安定が判定された場合、ドプラモードへ自動的に遷移する制御が実行される。なお、距離の演算に先立って、各サンプルゲート位置に対して座標変換が適用される。座標変換を行うことなく距離を求めることも可能である。例えば、送受波座標系上において、近傍範囲が定義されてもよい。

図２４には、モード自動遷移方法がフローチャートとして示されている。Ｓ９０では、カウンタＭに０が代入され、Ｍが初期設定される。Ｓ９２では、先のサンプルゲート位置と現在のサンプルゲート位置との間の距離が演算され、その距離がβ以内か否かが判断される。距離がβ以内でなければＳ９０が実行され、Ｍがリセットされる。Ｓ９２において、距離がβ以内であると判断された場合、Ｓ９２においてＭが１つインクリメントされる。その上で、Ｓ９６において、Ｍが判定値Ｎに到達したか否かが判断される。到達していない場合、Ｓ９２が実行される。距離がβ以内であることが連続してＮ回判定された場合、Ｓ９８が実行され、つまりドプラモードの実行が開始される。なお、Ｎが１であれば、Ｓ９２の条件が満たされた時点で、ドプラモードへ自動的に遷移することになる。

上記実施形態によれば、サンプルゲート設定後、安定状態が得られた時点で、ドプラモードへ自動的に遷移させることが可能である。これによって、検査者の負担を軽減でき、また検査時間を短縮化できる。

図２５には、サンプルゲート更新を含む動作例が示されている。タイミングｔ１において、サンプルゲート位置ｑ１が採用されている。その後、タイミングｔ２において、１心拍をおいた２つのサンプルゲート位置ｑ１，ｑ２が比較され、ＮＧ（不安定）が判定されている。次のタイミングｔ３において、２つのサンプルゲート位置ｑ２，ｑ３が比較され、ＯＫ（安定）が判定されている（符号２５０参照）。しかし、その後のタイミングｔ４において、サンプルゲート位置がｑ４に更新されている（符号２５２参照）。その場合、上記カウンタＭがリセットされる。その上で、隣接する２つのサンプルゲート位置の比較が繰り返される。

図２６に示すように、先のサンプルゲート位置２４０に基づいて、表示座標系上で平行四辺形の形状をもった近傍エリア（判定エリア）２４４が設定されてもよい。近傍エリア２４４は、ＲＯＩの縮小図形に相当する。そのような構成によれば、座標変換を行わなくても、近傍エリア２４４を設定できる。

上記の安定判定に際して、サンプルゲート位置に代えて、あるいは、それと共に、他の情報を参照してもよい。例えば、流れ角度、ゲートサイズ、サンプルゲート内速度分布、等を参照してもよい。それらもサンプルゲート情報の概念に含まれる。いずれにしても、先のサンプルゲート情報を基準として安定判定条件を定め、それに対して後のサンプルゲート情報が該当するのか否かを判断するのが望ましい。

図２７には第１変形例が示されている。この第１変形例では、実際に採用された先のサンプルゲート位置が比較対象となる。具体的には、タイミングｔ１において、サンプルゲート位置ｑ１が採用されている（符号２５４参照）。サンプルゲート位置ｑ１に対して、その後に計算されたサンプルゲート位置が順次比較される。例えば、タイミングｔ２において、サンプルゲート位置ｑ１に対して計算上のサンプルゲート位置ｑ２が比較されており（符号２５８参照）、続いて、タイミングｔ３において、サンプルゲート位置ｑ１に対して計算上のサンプルゲート位置ｑ３が比較されている（符号２５９参照）。

図２８には第２変形例が示されている。この例では、任意の期間Δｔごとに、計算上のサンプルゲート位置が特定されている。その上で、時間的に隣り合う２つのサンプルゲート位置の比較により安定か否かが判定されている。

（５）他の実施形態
サンプルゲート設定に際して、候補点群に３つ以上の候補点を含めるようにしてもよい。また、最高流速点及び中心点以外の点を候補点とするようにしてもよい。いずれにしても複数の候補点を用意し、それらを評価選択することにより、サンプルゲート位置を画一的に定める場合において生じる問題を回避できる。

サンプルゲート設定において、流れ角度と壁角度とを比較するのでなく、別の観点から、平行度を評価するようにしてもよい。例えば、走査方向における血流幅又は血管径の変化に基づいて複数の候補点を評価するようにしてもよい。

モード遷移制御に際して、ドプラモードへの遷移に先立って、フリーズ状態が生じるようにしてもよい。各フレームにおける流速平均値又は血流領域面積に基づいて上記波形（グラフ）が生成されてもよい。上記実施形態に含まれる複数の特徴事項を単独で採用するようにしてもよい。

１０ プローブ、２８ 断層画像形成部、３０ 血流画像形成部、３２ ドプラ波形形成部、３４ 表示処理部、４４ 前処理部、４６ 中心点演算部、４８ ＲＯＩ設定部、５０ 波形生成部、５２ ピーク判定部、５４ 最高流速点演算部、５６ 中心点演算部、５８ 選択部、６０ ゲートサイズ演算部、６２ ゲート設定部、６６ 安定判定部、６８ 遷移制御部、７０ 角度補正部。

Claims (8)

1. 生体に対して超音波を送受波することにより組織データ及び血流データを取得する送受波手段と、
   前記血流データに基づいて血流領域内における複数の候補点を演算する演算手段と、
   前記組織データ及び前記血流データに基づいて前記複数の候補点の中から特定の候補点を選択する選択手段と、
   前記特定の候補点に基づいてドプラ情報計測用サンプルゲートを設定する設定手段と、
   を含み、
   前記選択手段は、
   前記血流データに基づいて前記複数の候補点に対応する複数の流れ方向を演算する流れ方向演算手段と、
   前記組織データに基づいて前記複数の候補点に対応する複数の壁方向を演算する壁方向演算手段と、
   前記特定の候補点を選択するために前記複数の流れ方向及び前記複数の壁方向を評価する評価手段と、
   を含む、ことを特徴とする超音波診断装置。
2. 請求項１記載の装置において、
   前記壁方向演算手段は、前記複数の壁方向として、前記候補点ごとに、前壁方向及び後壁方向を演算し、
   前記評価手段は、前記複数の流れ方向、前記複数の前壁方向、及び、前記複数の後壁方向に基づいて、前記複数の候補点を評価する、
   ことを特徴とする超音波診断装置。
3. 請求項２記載の装置において、
   前記評価手段は、
   前記候補点ごとに、前記流れ方向と前記前壁方向との間の前側角度差、及び、前記流れ方向と前記後壁方向との間の後側角度差、を演算する手段と、
   前記複数の候補点についての複数の前側角度差及び複数の後側角度差に基づいて、前記複数の候補点の中から前記特定の候補点を選択する手段と、
   を含む、ことを特徴とする超音波診断装置。
4. 請求項１記載の装置において、
   前記複数の候補点には、前記血流領域内における最高流速点及び中心点が含まれる、
   ことを特徴とする超音波診断装置。
5. 請求項１記載の装置において、
   前記組織データ及び前記血流データの少なくとも一方に基づいてゲートサイズを演算する手段を含み、
   前記設定手段は、前記特定の候補点及び前記ゲートサイズに基づいて前記サンプルゲートを設定する、
   ことを特徴とする超音波診断装置。
6. 生体に対して超音波を送受波することにより組織データ及び血流データを取得する送受波手段と、
   前記血流データに基づいて血流領域内における複数の候補点を演算する演算手段と、
   前記組織データ及び前記血流データに基づいて前記複数の候補点の中から特定の候補点を選択する選択手段と、
   前記特定の候補点に基づいてドプラ情報計測用サンプルゲートを設定する設定手段と、
   を含み、
   前記組織データ及び前記血流データの少なくとも一方に基づいて血流の周期的な変化を示すグラフを作成する手段を含み、
   前記グラフに基づいて前記サンプルゲートの更新タイミングが判定される、
   ことを特徴とする超音波診断装置。
7. 生体中の血管に対して超音波を送受波することにより得られた組織データ及び血流データに基づいてサンプルゲートを設定する方法において、
   前記血流データに基づいて血流領域内における複数の候補点を演算する工程と、
   前記候補点ごとに、前記血流データに基づいて流れ方向を演算すると共に前記組織データに基づいて壁方向を演算する工程と、
   前記複数の候補点について演算された複数の流れ方向及び複数の壁方向を評価することにより、前記複数の候補点の中から特定の候補点を選択する工程と、
   前記特定の候補点に基づいてドプラ情報計測用サンプルゲートを設定する工程と、
   を含むことを特徴とするサンプルゲート設定方法。
8. 請求項７記載の方法において、
   前記血流データに基づいて前記特定の候補点を基準としてゲートサイズを演算する工程を含み、
   前記サンプルゲートを設定する工程では、前記特定の候補点及び前記ゲートサイズに基づいて前記サンプルゲートが設定され、且つ、前記特定の候補点についての流れ方向に基づいてドプラ情報補正用の角度が設定される、
   ことを特徴とするサンプルゲート設定方法。