WO2013161228A1 - 超音波診断装置および超音波診断装置の制御方法 - Google Patents

超音波診断装置および超音波診断装置の制御方法 Download PDF

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WO2013161228A1
WO2013161228A1 PCT/JP2013/002625 JP2013002625W WO2013161228A1 WO 2013161228 A1 WO2013161228 A1 WO 2013161228A1 JP 2013002625 W JP2013002625 W JP 2013002625W WO 2013161228 A1 WO2013161228 A1 WO 2013161228A1
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measurement
observation points
blood vessel
diagnostic apparatus
ultrasonic diagnostic
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PCT/JP2013/002625
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English (en)
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Inventor
鈴木　隆夫
Original Assignee
パナソニック株式会社
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    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/08—Detecting organic movements or changes, e.g. tumours, cysts, swellings
    • A61B8/0883—Detecting organic movements or changes, e.g. tumours, cysts, swellings for diagnosis of the heart
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/08—Detecting organic movements or changes, e.g. tumours, cysts, swellings
    • A61B8/0891—Detecting organic movements or changes, e.g. tumours, cysts, swellings for diagnosis of blood vessels
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/46—Ultrasonic, sonic or infrasonic diagnostic devices with special arrangements for interfacing with the operator or the patient
    • A61B8/467—Ultrasonic, sonic or infrasonic diagnostic devices with special arrangements for interfacing with the operator or the patient characterised by special input means
    • A61B8/469—Ultrasonic, sonic or infrasonic diagnostic devices with special arrangements for interfacing with the operator or the patient characterised by special input means for selection of a region of interest

Definitions

  • the present application relates to an ultrasonic diagnostic apparatus and a method for controlling the ultrasonic diagnostic apparatus.
  • arteriosclerosis Intima-Media Thickness: hereinafter abbreviated as IMT, the thickness of the intima-media complex (Intima-Media Thickness: hereinafter abbreviated as IMT) is measured, and the value is used as an index of the degree of progression of arteriosclerosis.
  • IMT Intima-Media Thickness
  • Ultrasound irradiated to the carotid artery is the boundary between the blood flow and the intima (hereinafter referred to as the blood flow intima boundary) and the boundary between the media and the epicardium (hereinafter referred to as the media-intima boundary). )).
  • a tomographic image of a cross-section (hereinafter referred to as a long-axis cross section) of a carotid artery cut in the blood vessel extension direction (hereinafter referred to as a long-axis direction) is an anterior wall of the carotid artery as shown in FIG.
  • a portion corresponding to 201 and the rear wall 202 is displayed with a strong white line.
  • FIG. 9B This is the bloodstream intima boundary 203 and the medial epicardial boundary 204.
  • the distance between the blood flow intima boundary 203 and the medial epicardial boundary 204 is measured as the intima media thickness 205. To do.
  • Patent Document 1 discloses a method for automatically setting the measurement region (that is, the approximate position of the blood vessel wall).
  • the non-limiting exemplary embodiment of the present application provides an ultrasonic diagnostic apparatus and a method for controlling the ultrasonic diagnostic apparatus that can automatically and accurately set a measurement region.
  • An ultrasonic diagnostic apparatus is configured to be connectable to an ultrasonic probe having a piezoelectric transducer, and performs a predetermined measurement process on a subject's heart or blood vessel as a measurement target.
  • a reception process for generating a reception signal based on an echo signal is performed, a plurality of observation points are set at different depth positions in a depth direction that is a direction in which an ultrasonic wave is transmitted to the subject, and based on the reception signal, Information on the position change of the tissue of the subject in a predetermined period at each of the plurality of observation points is acquired, and the position of the tissue in the predetermined period acquired at each of the plurality of observation points.
  • the observation point for setting the measurement region is selected from the plurality of observation points, and based on the selected observation point, the A controller is provided for setting the measurement region for performing a predetermined measurement process.
  • a measurement area can be set automatically and accurately without setting a measurement area at an incorrect position. For this reason, for example, even if predetermined measurement in the heart or blood vessel is automated, accurate measurement can be realized.
  • Embodiment 1 is a block diagram of an ultrasonic diagnostic apparatus according to Embodiment 1 of the present invention. It is a detailed block diagram of the measurement area
  • (A) And (b) is a figure which shows an example of the diameter change waveform of the carotid artery and the jugular vein in 1 heartbeat.
  • A), (b) and (c) is a figure which shows an example of the tomographic image in Embodiment 1 of this invention, the diameter change waveform in several observation points, and an evaluation value.
  • FIG. 1 A figure which shows an example of the diameter change rate waveform of the carotid artery and the jugular vein in 1 heartbeat.
  • A), (b), (c) and (d) are diagrams showing a tomographic image, an average luminance signal distribution, a reference pattern, and a matching coefficient distribution in Embodiment 2 of the present invention.
  • (A), (b), (c), (d), and (e) are examples of a tomographic image, an average luminance signal distribution, a matching coefficient distribution, a diameter change waveform, and an evaluation value in Embodiment 2 of the present invention.
  • (A) And (b) is a figure which shows the tomographic image of the long-axis cross section of a carotid artery.
  • (A)-(c) is a figure which shows the example of a tomogram when the setting of a measurement area fails by the method of automatically setting the measurement area of the conventional carotid artery.
  • FIG. 10 is a diagram showing an example of a tomographic image in which the carotid artery is depicted.
  • FIG. 10A shows a case in which the jugular vein is clearly depicted on the tomographic image other than the carotid artery
  • FIG. 10B shows a tomogram including the carotid artery and the jugular vein because the echo signal contains a lot of noise.
  • FIG. 10 (c) shows a case where the carotid artery, the jugular vein, and the muscle layer having a pattern similar to the carotid artery are clearly depicted on the tomographic image. .
  • Patent Document 1 cannot distinguish between a carotid artery or a tissue having a pattern similar to the carotid artery such as the jugular vein or the muscle layer, and erroneously sets a measurement region in the jugular vein or muscle layer. I had to do it.
  • the present inventor has conducted intensive studies on a technology that can automatically and accurately set a measurement region without setting a measurement region at an incorrect position even in the above-described case, and has developed a new ultrasonic diagnostic apparatus. I thought.
  • the outline of one embodiment of the present invention is as follows.
  • An ultrasonic diagnostic apparatus is configured to be connectable to an ultrasonic probe having a piezoelectric transducer, and performs a predetermined measurement process on a subject's heart or blood vessel as a measurement target.
  • a reception process for generating a reception signal based on an echo signal is performed, a plurality of observation points are set at different depth positions in a depth direction that is a direction in which an ultrasonic wave is transmitted to the subject, and based on the reception signal, Information on the position change of the tissue of the subject in a predetermined period at each of the plurality of observation points is acquired, and the position of the tissue in the predetermined period acquired at each of the plurality of observation points.
  • the observation point for setting the measurement region is selected from the plurality of observation points, and based on the selected observation point, the A controller is provided for setting the measurement region for performing a predetermined measurement process.
  • the controller stores in advance a condition for specifying a waveform pattern relating to a position change characteristic to the measurement object as information relating to a position change characteristic to the measurement object, and at each of the plurality of observation points You may select the observation point corresponding to the information regarding the positional change of the structure
  • the controller stores in advance a waveform pattern relating to a position change characteristic to the measurement object as information relating to a position change characteristic to the measurement object, and the measurement object acquired at each of the plurality of observation points It is also possible to compare the information regarding the position change of the tissue with the waveform pattern and select an observation point having information most similar to the waveform pattern.
  • the controller may set a plurality of observation points in a portion where the intensity of the acquired echo signal is relatively weak based on the received signal.
  • the controller stores a characteristic pattern of the measurement object based on the intensity of the received signal along the depth direction, and the acquired echo signal is obtained by pattern matching using the characteristic pattern.
  • a plurality of observation points may be set in a portion where the intensity of the is relatively weak.
  • the controller may acquire the position change or the position change speed of the tissue as information on the position change of the tissue in a predetermined period.
  • the controller may calculate the position change or the position change speed based on the difference between the displacement speeds of the tissue positions at two positions with reference to each observation point.
  • the controller is configured to detect the tissue at a position corresponding to a blood vessel wall of the assumed blood vessel to be measured when it is assumed that a center of the blood vessel to be measured is located at each of the plurality of observation points. Information regarding a change in position in a predetermined period may be acquired.
  • the controller may acquire the assumed diameter change or speed of diameter change of the blood vessel to be measured in the predetermined period as information on the position change of the tissue in the predetermined period.
  • the controller assumes that each observation point is the center of the blood vessel to be measured, and based on the difference between the displacement speeds of tissues at two positions along the depth direction with respect to each observation point, the diameter The change and the diameter change speed may be calculated.
  • the controller may acquire a heartbeat synchronization signal from the subject and set the predetermined period based on the acquired heartbeat synchronization signal.
  • the controller may acquire the heartbeat synchronization signal from any of an electrocardiograph, a heart sound meter, and the acquired echo signal.
  • the controller may perform a predetermined measurement process on a heart wall, an arterial blood vessel wall, or a venous blood vessel wall.
  • An ultrasonic diagnostic apparatus control method is configured to be connectable to an ultrasonic probe having a piezoelectric transducer, and performs a predetermined measurement process on a subject's heart or blood vessel as a measurement target.
  • a method for controlling an ultrasonic diagnostic apparatus comprising: a transmission process for driving the ultrasonic probe to transmit ultrasonic waves; and an echo signal from a subject including a measurement object received by the ultrasonic probe.
  • Embodiments of an ultrasonic diagnostic apparatus and an ultrasonic diagnostic method using the same according to the present invention will be described below in detail with reference to the drawings.
  • Embodiment 1 and Embodiment 2 described below are described by taking IMT measurement of the carotid artery as an example, the present invention is not limited to this.
  • other arteries, veins (including the jugular vein), and the heart or the heart wall can be targeted for measurement, and it is not limited to those that measure thickness like IMT measurement.
  • it can also be used for measurement such as elasticity measurement. That is, the present invention includes an embodiment that is applied to a case where a predetermined measurement is performed on a measurement target that exhibits a characteristic motion such as a heart or a blood vessel.
  • FIG. 1 is a block diagram showing the configuration of the first embodiment of the ultrasonic diagnostic apparatus of the present invention.
  • the ultrasonic diagnostic apparatus 100 includes a controller 1 and a user interface 11, and is configured to be electrically connected to the ultrasonic probe 2 and the display 3.
  • the controller 1 includes a transmission unit 4, a reception unit 5, a tomographic image processing unit 6, a heart rate information acquisition unit 7, a measurement region setting unit 8, an IMT measurement unit 9, a display processing unit 10, and a control unit 12. .
  • Each component shown in FIG. 1 is not necessarily configured by independent hardware, and is configured to realize the function of each block by a CPU and software in which each block is integrated as necessary. Also good.
  • the transmission unit 4, the reception unit 5, the tomographic image processing unit 6, the heart rate information acquisition unit 7, the display processing unit 10, and the control unit 12 may be configured by hardware, such as a measurement region setting unit 8 and an IMT measurement unit. 9, the function may be realized by soft air.
  • the control unit 12 includes a memory and a processing device, and software including commands for realizing the functions of the measurement region setting unit 8 and the IMT measurement unit 9 and commands for controlling other components.
  • One or more programs that are wear are stored in the memory of the control unit 12, appropriately read from the memory, and executed by the processing device.
  • the ultrasonic probe 2 has a plurality of piezoelectric transducers, and each of the piezoelectric transducers converts a transmission electric signal from a transmitter 4 described later into an ultrasonic wave, and generates an ultrasonic beam. Therefore, by arranging the ultrasonic probe 2 on the surface of the subject that is the object to be measured, the inside of the subject can be irradiated with the ultrasonic beam. Then, an echo signal that is a reflected ultrasonic wave from the inside of the subject is received by the ultrasonic probe 2, and the echo signal is converted into a received electrical signal by a plurality of piezoelectric transducers and supplied to the receiving unit 5.
  • the ultrasonic probe 2 is described as an example of the ultrasonic probe 2 in which a plurality of piezoelectric transducer elements are arranged in a one-dimensional direction, but the present invention is not limited to this. .
  • the transmission unit 11 selects the piezoelectric transducer to be used in the ultrasonic probe 2, and individually changes the timing and voltage value for applying a voltage to the piezoelectric transducer, The irradiation position and irradiation direction of the ultrasonic beam to be transmitted can be controlled.
  • the ultrasound probe 2 may include some functions of a transmission unit 4 and a reception unit 5 described later.
  • a transmission electrical signal is generated in the ultrasonic probe 2 based on a control signal (hereinafter referred to as “transmission signal”) for generating a transmission electrical signal output from the transmission unit 4, and this transmission is performed.
  • transmission signal a control signal
  • the transmission unit 4 generates a transmission signal for transmitting an ultrasonic beam from the ultrasonic probe 2, and based on this transmission signal, a high-voltage transmission generated at a predetermined timing with respect to the ultrasonic probe 2. By supplying an electric signal, a transmission process for driving the piezoelectric transducer of the ultrasonic probe 2 is performed.
  • the receiving unit 5 amplifies the received electrical signal converted by the ultrasound probe 2 and performs A / D conversion to generate a received signal, and is suitable for an echo signal received by each piezoelectric transducer.
  • a reception process for detecting only ultrasonic waves from a predetermined position or direction by adding a delay is performed.
  • This received signal includes, for example, a one-dimensional direction in which the transducers of the ultrasonic probe 2 are arranged (hereinafter referred to as an arrangement direction) and an ultrasonic transmission direction (hereinafter referred to as a depth direction). It consists of a plurality of signals, and each signal is a digital signal obtained by A / D converting an electric signal converted from the amplitude of the echo signal.
  • the received signal is supplied to the tomographic image processing unit 6, the measurement region setting unit 8, and the IMT measurement unit 9.
  • the tomographic image processing unit 6 has the same structure as a general ultrasonic diagnostic apparatus. Although not shown, the tomographic image processing unit 6 includes, for example, various filters, detectors, logarithmic amplifiers, scan converters, and other signal / image processors, and mainly analyzes the amplitude of the received signal, Data in which the internal structure of the subject is imaged (hereinafter referred to as B-mode image data) is generated.
  • the B-mode image data is an image signal obtained by converting the received signal into luminance information mainly for display on the screen of the display device 3 and performing coordinate conversion so that the luminance information corresponds to the orthogonal coordinate system. is there.
  • the heartbeat information acquisition unit 7 acquires a heartbeat synchronization signal from the subject. For example, the timing indicating the end diastole is acquired.
  • the heart rate information acquisition unit 7 is an electrocardiograph, and outputs the R wave timing as a heart rate synchronization signal to the measurement region setting unit 8 and the IMT measurement unit 9.
  • the heart rate information acquisition unit 7 is not limited to an electrocardiograph, and a heart sound meter can also be used.
  • the heart rate information acquisition unit 7 may be configured to acquire from an ultrasonic echo signal or an ultrasonic image.
  • the cardiac phase may be a predetermined timing during one heartbeat, and is not limited to the end diastole.
  • the heart rate information acquisition unit 7 is not necessarily built in the ultrasonic diagnostic apparatus 100. That is, the ultrasonic diagnostic apparatus 100 does not include the heart rate information acquisition unit 7, and an electrocardiograph or a heart sound meter is connected to the ultrasonic diagnostic apparatus 100 as another separated device, and a heartbeat synchronization signal from the subject is received. It may be configured to obtain.
  • the measurement region setting unit 8 includes an observation point setting unit 80, a diameter change calculation unit 81, a blood vessel center detection unit 82, and a measurement region determination unit 83, and receives a reception signal that is an output of the reception unit 5. Analysis is performed and a measurement region is set in a region including a blood vessel wall from which IMT is obtained.
  • the reception signal for setting the measurement region is acquired at the timing of the heartbeat synchronization signal that is the output of the heartbeat information acquisition unit 7.
  • the observation point setting unit 80 sets a plurality of observation points at different depth positions in the depth direction that is the ultrasonic wave transmission direction from the surface of the subject on which the ultrasonic probe 2 is arranged.
  • the observation point setting unit 80 sets in advance conditions for setting a plurality of observation points at predetermined intervals in a range from the skin surface of the subject on which the ultrasonic probe 2 is disposed to a predetermined depth in the depth direction.
  • a plurality of observation points are set at predetermined intervals based on this condition. This predetermined interval is preferably determined so that at least one of the plurality of observation points is located in the blood flow region of the carotid artery.
  • the thickness of the carotid artery is generally about 6 to 10 mm, it can be set in the blood flow region of the carotid artery by setting a plurality of observation points at intervals of about 5 mm.
  • FIG. 3B schematically shows the relationship between the acoustic line of the ultrasonic wave that scans the inside of the subject and the observation point.
  • L1 to Ln indicate ultrasonic acoustic lines that scan the observation region OR
  • t1 to tn each indicate one image frame obtained by scanning the entire observation region.
  • observation points op1, op2 to opn are set on the respective lines on the acoustic lines L1 to Ln.
  • observation point is not necessarily provided on one acoustic line.
  • a certain depth position on a plurality of acoustic lines may be used as an observation point. Therefore, the observation point as used in this embodiment means either of them.
  • the diameter change calculation unit 81 analyzes the reception signal that is the output of the reception unit 5 and at a position corresponding to the tissue of the measurement target in a predetermined period when the measurement target is positioned at each observation point. Information on the positional change of the tissue of a subject is acquired. That is, at each observation point, information regarding the position change of the tissue of the subject at one or more positions that satisfy a predetermined relationship with the observation point is acquired. Specifically, the diameter change calculation unit 81 acquires the position change or the position change speed of the tissue as information on the position change of the tissue.
  • the tissue of the subject at the position corresponding to the blood vessel wall when assuming that each of the plurality of set observation points is the blood vessel center in the blood flow region is shown.
  • the diameter change waveform of the carotid artery blood vessel during one heartbeat cycle is calculated.
  • the diameter change calculation unit 81 calculates the assumed carotid artery in the shallow direction and the deep direction from the received signal in a predetermined range in the shallow direction and the deep direction relative to the observation point in the depth direction.
  • a change in the amount of movement of each tissue at a position corresponding to the blood vessel wall is calculated.
  • the difference in change in each movement amount within a predetermined period based on the predetermined timing acquired by the heartbeat information acquisition unit 7 is calculated as an assumed carotid artery diameter change waveform. This calculation is performed for each observation point.
  • the blood vessel center detection unit 82 stores information regarding a positional change characteristic of the measurement target acquired in advance. Further, the blood vessel center detection unit 82 receives information on the positional change of the tissue to be measured acquired from each of the plurality of observation points from the diameter change calculation unit 81, and uses the information on the positional change characteristic of the measurement target. Then, an observation point for setting a measurement region is selected from a plurality of observation points. Specifically, in this embodiment, the blood vessel center detection unit 82 generates a carotid artery-specific waveform pattern or a carotid artery-specific waveform pattern for specifying the blood vessel center of the carotid artery from the diameter change waveforms at a plurality of observation points.
  • Predetermined conditions for specifying are stored. Then, a diameter change waveform is analyzed when each of the observation points set in the depth direction, which is an output of the diameter change calculation unit 81, is assumed to be the blood vessel center in the blood flow region, and a predetermined carotid artery stored in advance is analyzed. In order to identify a specific waveform pattern or a waveform pattern, a diameter change waveform that changes most like a carotid artery is selected based on conditions. This selected observation point is output to the measurement region determination unit 83 as the blood vessel center of the carotid artery. This process is performed at the timing of the heartbeat synchronization signal that is the output of the heartbeat information acquisition unit 7, and analyzes the diameter change waveform for the previous one heartbeat.
  • the measurement region determination unit 83 determines a measurement range that defines a range in which IMT measurement is performed based on the observation point output as the blood vessel center of the carotid artery in the blood vessel center detection unit 82.
  • the measurement region determining unit 83 has, for example, predetermined lengths in the arrangement direction (acoustic ray direction) and the depth direction of the piezoelectric transducers of the ultrasonic probe 2 arranged on the subject surface.
  • Information for defining a rectangular area having a certain length that is, information relating to an area having a predetermined shape and size is stored.
  • the predetermined length may be changeable by an input from the operator through the user interface 11 described later.
  • the measurement region determining unit 83 arranges a rectangular region in the observation region with reference to the observation point output as the blood vessel center of the carotid artery, and determines the measurement region. Therefore, when the rear wall of the carotid artery is the target of IMT measurement, the length in the depth direction of the predetermined measurement region is preferably a length including the rear wall of the carotid artery.
  • the measurement region determination unit 83 outputs information on the determined measurement region to the IMT measurement unit 9.
  • the IMT measurement unit 9 analyzes the received signal in the measurement region based on the measurement region information output from the measurement region setting unit 8, and determines the blood flow intima boundary and the media intima of the vascular wall of the carotid artery.
  • the IMT is calculated by detecting the boundary and measuring the distance between them. Then, for example, a maximum value (maxIMT) or an average value (meanIMT) is calculated as the IMT value among the calculated distances between the boundaries in the measurement region.
  • a specific IMT calculation procedure for example, a general method described in Japanese Patent No. 4829960 can be used.
  • the timing for calculating the IMT is the timing of the heartbeat synchronization signal that is the output of the heartbeat information acquisition unit 7.
  • the display processing unit 10 performs processing for displaying the B-mode image data from the tomographic image processing unit 6 as a tomographic image. Moreover, the process which displays the IMT measurement result from the IMT measurement part 9 on the indicator 3 is performed. Note that processing for highlighting the blood flow intima boundary and the medial epicardial boundary in the measurement region of the tomographic image displayed on the display 3 may be performed, and an image indicating the measurement region is superimposed on the tomographic image. You may perform the process to display. Based on these processes, a tomographic image, an IMT measurement result, and the like are displayed on the display 3.
  • the user interface 11 receives an input from the user and outputs a command based on the user input to the ultrasonic diagnostic apparatus 100, specifically, the control unit 12 of the controller 1.
  • Control unit 12 controls the entire ultrasonic diagnostic apparatus (each block in the controller 1) in accordance with a command from the user interface 11.
  • the ultrasound probe 2 is placed on the surface of the subject's neck and the reception signal including the long-axis cross section of the carotid artery is sequentially acquired by the processing of the transmission unit 4 and the reception unit 5.
  • the ultrasonic probe 2 it is necessary to arrange the ultrasonic probe 2 so that the arrangement direction of the piezoelectric transducers of the ultrasonic probe 2 is along the long-axis direction of the carotid artery. is there. As shown in FIG.
  • the observation region OR of the subject is scanned with ultrasonic waves indicated by a plurality of acoustic lines L1 to Ln.
  • the received signal corresponding to the image frame t1 is acquired.
  • reception signals corresponding to a plurality of image frames are acquired during one heartbeat period.
  • the heart rate information acquisition unit 7 acquires a heart rate synchronization signal at a predetermined timing from the subject, and outputs it to the measurement region setting unit 8 and the IMT measurement unit 9.
  • R-wave timing is used as the heartbeat synchronization signal.
  • the observation point setting unit 80 has a predetermined interval (in the depth direction, which is the ultrasonic transmission direction), from the subject surface on which the ultrasonic probe 2 is arranged.
  • a plurality of observation points (op1 to opn) are set at depth positions set at intervals of 5 mm.
  • a total of 7 observation points (5 mm, 10 mm, 15 mm, 20 mm, 25 mm, 30 mm, and 35 mm) are provided at a depth of 35 mm from the subject surface in the depth direction.
  • Step 4 (S04)> the diameter change calculation unit 81 performs predetermined shallow and deep directions relative to each observation point within a predetermined period based on the R wave timing acquired in step 2 (S02).
  • the received signal within the range is analyzed, and a blood vessel diameter change waveform is calculated when each observation point is assumed to be the blood vessel center. This diameter change waveform is calculated at each observation point.
  • the predetermined period the R wave timing (second R wave timing) following the first R wave timing from the R wave timing (first R wave timing) acquired in Step 2 (S02).
  • a period of 1 heartbeat between 1 and 2 is used.
  • the predetermined period is not necessarily a period of one heartbeat, and may be a period of a plurality of heartbeats or a period shorter than one heartbeat, and may be a period in which a diameter change waveform peculiar to the carotid artery described later can be obtained. .
  • the moving speed of a plurality of observation points set in the depth direction is detected.
  • a method for obtaining the moving speed from the received signal for example, it is preferable to use the Doppler method used when obtaining the blood flow velocity.
  • a complex IQ signal obtained by orthogonal detection of a received signal is f (d, L, t), where d is a depth direction, L is an acoustic line direction, and t is a time direction variable.
  • the velocity V (d, L, t) can be obtained from Equation 1.
  • C is the sound velocity of the ultrasonic wave
  • ⁇ T is the transmission time interval to the same scanning line
  • F is the reference frequency of orthogonal detection (generally, it matches the transmission frequency)
  • ATRAN (X1) is X1.
  • the arc tangent operation, CONJ (X2) is an X2 complex conjugate operation.
  • the speed calculation method is not limited to the Doppler method shown here, and other methods such as FFT can also be used. In order to improve the signal to noise ratio, it is also effective to average in the time direction or the spatial direction.
  • the variables d, L, and t correspond to d1 to dn, L1 to Ln, and t1 to tn in FIG. 3B.
  • the diameter change speed IdW (d, L, t) shown in Formula 3 is obtained by accumulating the diameter change speed in the time direction.
  • the diameter change waveform is obtained by cumulative addition, errors accumulate due to noise and the like.
  • the diameter change waveform is reset, that is, returned to the origin (0) at the timing of the heartbeat synchronization signal that is the output of the heartbeat information acquisition unit 7.
  • the diameter change waveform is obtained by accumulating the speeds calculated based on the phase, but may be obtained by pattern matching, optical flow detection, or the like.
  • step 5 (S05) the diameter change waveforms at the plurality of observation points obtained in step 4 (S04) are analyzed. Then, based on a predetermined condition peculiar to the carotid artery held by the blood vessel center detection unit 82, a diameter change waveform that approximates the carotid artery is selected, and the observation point is output as the blood vessel center.
  • FIG. 4 shows one heartbeat segmented by the R wave of the electrocardiograph as the heartbeat information acquisition unit 7 (that is, the period Ts from the first R wave timing to the second R wave timing). It is a diameter change waveform of a blood vessel.
  • 4A shows the arterial blood vessel center as an observation point
  • FIG. 4B shows the venous blood vessel center as an observation point.
  • the value of the blood vessel diameter gradually decreases toward the second R-wave timing and returns to the origin (0).
  • the R wave in the electrocardiograph is a signal that causes the heart to contract. Therefore, when the R wave is observed, the heart contracts after a certain period of time and blood is pushed out, and the pressure causes the blood vessel to rapidly change. Based on the event that the blood vessels gradually contract as the heart expands and then expands.
  • the diameter change waveform of the jugular vein has a characteristic waveform pattern almost opposite to that in FIG. 4 (a). This is because the carotid artery and the jugular vein run adjacent to each other, so that when the artery is expanded, it is pushed and contracted. The reason why the end of the waveform does not return to 0 is because the movement of the blood vessel wall is not parallel to the ultrasonic wave transmission / reception direction or due to the influence of noise.
  • a predetermined condition for specifying such a waveform pattern peculiar to the carotid artery it is possible to select an observation point having a diameter change waveform that is most likely to be a carotid artery.
  • a predetermined condition for specifying a waveform pattern peculiar to the carotid artery an evaluation value of a predetermined condition obtained by quantifying the waveform pattern peculiar to the carotid artery described in FIG. An observation point having a change waveform can be selected.
  • the number satisfying the conditions listed in the following (1) to (7) is used as an evaluation value, and the largest one is obtained as the arterial blood vessel center.
  • the maximum value A max is a value within a predetermined range determined in advance.
  • the minimum value A min is a value within a predetermined range determined in advance.
  • ) is the absolute value of the minimum value A min (
  • the minimum value appearance time T min is within a predetermined range.
  • the maximum appearance time T max is longer than the minimum value appearance time T min .
  • the maximum appearance time T max is smaller than the cardiac cycle (Ts / 2).
  • the diameter change is within a predetermined range at the end of the diameter change waveform (at Ts). Or, the diameter change is within a predetermined range based on A max or A min .
  • FIG. 5A shows a tomographic image
  • FIG. 5B shows seven different positions (5 mm, 10 mm, 15 mm, 20 mm, 25 mm, 30 mm, and 35 mm) in the depth direction shown in the tomographic image.
  • the diameter change waveform at a certain observation point ((A) to (G)) is shown, and (c) shows the evaluation value of the diameter change waveform.
  • the evaluation value indicates the number that satisfies the conditions (1) to (7) listed above. Since the diameter change waveform at the observation point (D) has the highest evaluation as shown in FIG. 5C, this position is determined as the blood vessel center (of the carotid artery).
  • observation point (D) is correctly located near the center of the carotid artery.
  • the observation point (C) has a low evaluation value and is not determined as the blood vessel center, it can be seen that the observation point (C) is near the blood vessel center of the jugular vein when associated with the tomographic image.
  • the vicinity of the carotid artery center can be accurately determined as the blood vessel center without erroneously detecting the jugular vein.
  • the number of observation points is set to seven. However, actually, it is preferable to set more observation points. For example, it is preferable to set observation points at intervals of 1 mm. . On the other hand, when the observation points are set finely, such as at intervals of 1 mm, a plurality of observation points may be set in the blood flow region of the carotid artery. In this case, the observation with the highest evaluation value among the observation points If the process of selecting a point is performed, the most appropriate observation point can be selected.
  • a reference diameter change waveform (for example, the waveform shown in FIG. 4 (a)) is prepared in advance as a waveform pattern peculiar to the carotid artery, and a reference diameter change is prepared. It is also possible to obtain a correlation coefficient by cross-correlation between the waveform and the waveform at each observation point, and use the correlation coefficient as an evaluation value and obtain the largest one as the arterial blood vessel center. In addition, it is not limited to a cross correlation, You may use a difference calculation etc.
  • FIGS. 6A and 6B show examples of the diameter change rate waveforms of the carotid artery and the jugular vein in one heartbeat.
  • a diameter change speed waveform as in the case of the diameter change waveform, a plurality of conditions are determined in advance, and the number satisfying the conditions is used as an evaluation value, or a diameter change speed waveform that seems to be an artery is prepared in advance.
  • the result of correlation or difference calculation as an evaluation value, the one having the largest evaluation value can be obtained as the arterial blood vessel center.
  • Step 6 (S06)> the measurement region determination unit 83 uses the information about the region having a predetermined shape and size stored in advance with reference to the blood vessel center determined in step 5 (S05).
  • the measurement region is set so as to straddle the blood vessel wall by arranging the measurement region in a predetermined range.
  • the thickness of the carotid artery is about 6 to 10 mm, and the maximum IMT is about 5 mm. Therefore, the measurement area is set with the upper end at the center of the blood vessel and a predetermined vertical length of, for example, about 10 mm. do it.
  • the blood vessel wall is detected from the center of the blood vessel in the depth direction using threshold processing or pattern matching, and a predetermined distance from the position, for example, a direction shallow by about 1 mm is used as the upper end, and a predetermined height is set.
  • a measurement area of about 6 mm may be set.
  • Step 7 (S07)> the IMT in the measurement region set in step 6 (S06) is calculated.
  • the maximum thickness (maxIMT) or average thickness (meanIMT) of the IMT in the measurement region is determined as the IMT value.
  • the arterial blood vessel wall can be accurately detected, and a measurement region can be set on the arterial blood vessel wall.
  • the measurement region setting unit 8 in the ultrasonic diagnostic apparatus of the present embodiment includes an observation point setting unit 80, a diameter change setting unit 81, a blood vessel center detection unit 82, and A measurement area determination unit 83 is provided.
  • the second embodiment is different from the first embodiment in the way of setting the observation point of the observation point setting unit 80. Therefore, the description will be focused on this point.
  • the observation point setting unit 80 sets an observation point based on the reception signal that is the output of the reception unit 5. That is, an observation point is set as a blood vessel center candidate in a portion where the signal intensity of the acquired echo signal in the depth direction is relatively weak compared to other depth positions.
  • an observation point is set as a blood vessel center candidate in a portion where the signal intensity of the acquired echo signal in the depth direction is relatively weak compared to other depth positions.
  • FIG. 7A is a tomographic image, in which the vertical direction in FIG. 7 is the depth direction in which the ultrasonic wave is transmitted, and the horizontal direction is the arrangement direction of the piezoelectric transducers of the ultrasonic transducer 2 arranged on the subject. That is, the acoustic line direction is shown.
  • FIG. 7B shows an average luminance signal obtained by averaging the luminance of the tomographic image in the horizontal direction in FIG. 7, and
  • FIG. 7C shows a reference pattern for detecting the blood vessel center.
  • the tomographic image in the cross section passing through the long axis of the carotid artery includes an anterior wall, a blood vessel lumen, and a posterior wall in order from a shallow position in the depth direction to a deep position.
  • the echo signal is relatively strong in the high luminance portion, and the echo signal is relatively weak in the low luminance portion. Therefore, the average luminance signal corresponding to the front wall appears relatively stronger than the luminance signals at other depth positions.
  • the luminance signal of the blood vessel lumen is relatively weaker than the luminance signals at other depth positions.
  • the luminance signal corresponding to the rear wall is relatively stronger than the luminance signals at other depth positions.
  • the reference pattern shown in FIG. 7C has a characteristic luminance signal distribution in the carotid artery.
  • the observation point setting unit 80 first obtains an average luminance signal as shown in FIG. 7B based on the received signal that is the output of the receiving unit 5. Then, pattern matching is performed on the average luminance signal using a reference pattern (FIG. 7C) stored in advance by the observation point setting unit 80. Thereby, a matching coefficient as shown in FIG. 7D is obtained. Since the matching coefficient shows a larger value as it is closer to the reference pattern (that is, the characteristic intensity pattern of the luminance signal of the carotid artery), the maximum value of the matching coefficient, that is, the differential value of the matching coefficient changes from positive to negative. This point (position) is a blood vessel center candidate of the carotid artery. Therefore, observation points are set at a plurality of points where the matching coefficient has a maximum value. This process is performed at the timing of the heartbeat synchronization signal that is the output of the heartbeat information acquisition unit 105.
  • the jugular vein is also a blood vessel, and shows a luminance signal distribution similar to the reference pattern shown in FIG. Therefore, the set observation points include the blood vessel center candidates of the jugular vein. For this reason, the point with the largest matching coefficient is not necessarily the true blood vessel center of the carotid artery.
  • observation points determined in this way one of a plurality of observation points is selected and the measurement region is determined in the same manner as in the first embodiment. Since the processing after the observation point setting unit 80 is the same as that in the first embodiment, description thereof is omitted.
  • FIG. 8 In FIG. 8, four observation points ((A) to (D)) are selected as blood vessel center candidates from the maximum value of the matching coefficient by pattern matching, and a diameter change waveform at the four points is obtained by the diameter change calculation unit 81.
  • the results are shown. 8A shows a tomographic image
  • FIG. 8B shows an average luminance signal distribution
  • FIG. 8C shows a matching coefficient distribution
  • FIG. 8D shows a diameter change waveform at observation points (A) to (D)
  • FIG. ) Indicates an evaluation value.
  • the evaluation value indicates the number satisfying the condition as a result of evaluation using the seven evaluation criteria in the blood vessel center detection unit 82 as in the first embodiment. As can be understood from FIG.
  • the observation point (C), that is, the third diameter change waveform from the top in the figure has the highest evaluation. Therefore, this position is estimated to be the blood vessel center of the carotid artery. Comparing FIGS. 8A and 8E, it can be seen that the observation point (C) is accurately located near the center of the carotid artery. Therefore, the IMT of the carotid artery can be correctly measured by selecting the observation point evaluated as the blood vessel center of the carotid artery and determining the measurement area in the measurement area determining unit 83.
  • the arterial blood vessel wall can be detected more accurately, and the measurement region can be set on the arterial blood vessel wall.
  • the observation point is determined by the above-described procedure, and therefore, the observation point whose luminance distribution in the depth direction is different from that of the blood vessel is excluded. Therefore, the measurement region can be set on the arterial blood vessel wall with higher accuracy.
  • the configuration of the present invention has been described by taking the IMT measurement of the carotid artery as an example, but the present invention is not limited to this.
  • the present invention can be applied to an artery other than the carotid artery.
  • veins including the jugular vein
  • veins also exhibit characteristic movements synchronized with the heartbeat, so that a predetermined diameter change waveform or a predetermined diameter change speed waveform can be acquired.
  • FIG. Based on the venous diameter change waveform shown in Fig. 4, the measurement region suitable for venous blood vessel measurement is accurately determined by evaluating each observation point using a predetermined condition that digitizes the waveform pattern unique to the jugular vein. it can.
  • the thickness of the heart wall of the heart may be measured. In such a case, the present invention accurately sets the measurement region for the heart wall. It goes without saying that you can do it.
  • the ultrasonic diagnostic apparatus and the control method of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the first and second embodiments are configured to change a predetermined movement amount (a diameter change waveform or a predetermined diameter change) by a periodic movement according to the heart beat. It can be applied to the setting of the measurement area for the heart and blood vessels indicating the velocity waveform.
  • the ultrasonic diagnostic apparatus and the control method of the ultrasonic diagnostic apparatus disclosed in the present application it is possible to set an accurate measurement area without setting the measurement area at an incorrect position. Therefore, it can be widely used as an ultrasonic diagnostic apparatus for performing predetermined measurements in the heart and blood vessels.

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Abstract

被検体の心臓あるいは血管を測定対象とする超音波診断装置であって、前記測定対象を含む被検体に対し超音波を送信する送信処理と、超音波探触子によって受信した前記測定対象を含む被検体からのエコー信号に基づき受信信号を生成する受信処理とを行い、前記被検体に超音波を送信する方向である深さ方向において異なる深さ位置に複数の観測点を設定し、前記受信信号に基づき、前記複数の観測点それぞれにおいて、前記被検体の組織の所定の期間における位置変化に関する情報を取得し、前記複数の観測点それぞれにおいて取得された前記組織の所定の期間における位置変化に関する情報、および、前記測定対象に特徴的な位置変化に関する情報を用いて、前記複数の観測点から、測定領域を設定するための観測点を選択し、選択した前記観測点に基づき、所定の計測処理を行うための測定領域を設定する、制御器を備える。

Description

超音波診断装置および超音波診断装置の制御方法
　本願は、超音波診断装置および超音波診断装置の制御方法に関する。
　近年、動脈硬化を患う人が増加しており、動脈硬化を診断するために、超音波診断装置を用いた頚動脈エコー検査が行われている。動脈硬化が進行すると動脈血管壁が厚くなって血管内腔が狭窄するため、動脈血管壁の厚さを計測することによって動脈硬化を診断することが可能である。血管壁は、血管内腔側から順に内膜、中膜、外膜の３層を有する構造を備えていることが知られており、頚動脈エコー検査では、この内膜と中膜をあわせた内中膜複合体厚（Ｉｎｔｉｍａ－Ｍｅｄｉａ　Ｔｈｉｃｋｎｅｓｓ：以下、ＩＭＴと略する。）を測定し、その値を動脈硬化の進行度合いの指標としている。
　頚動脈に対して照射された超音波は、血流と内膜との境界（以下、血流内膜境界とする。）および中膜と外膜との境界（以下、中膜外膜境界とする。）で強く反射する。例えば、血管の伸長方向（以下、長軸方向とする。）に切断した頚動脈の断面（以下、長軸断面とする。）の断層画像は、図９（ａ）のように、頚動脈の前壁２０１と後壁２０２に相当する部分が強い白線で表示される。そして、その後壁２０２（あるいは、前壁２０１）を拡大観察すると図９（ｂ）に示すようにさらに２本の白線が表示される。これが、血流内膜境界２０３、中膜外膜境界２０４であり、ＩＭＴ測定はこの血流内膜境界２０３と中膜外膜境界２０４との間の距離を内中膜複合体厚２０５として計測する。
　従来、この血流内膜境界２０３と中膜外膜境界２０４との間の距離を一般的な超音波診断装置に搭載されている距離計測機能を用いて手動で設定することにより計測されていたが、近年ではこのＩＭＴ測定を自動で行う超音波診断装置が開発されている。このような装置は、一般的に頚動脈の血管壁の概略の位置を測定領域として設定し、その測定領域内の血管壁のＩＭＴ測定が行うように構成されている。特許文献１は、この測定領域（すなわち、血管壁の概略の位置）を自動で設定する方法を開示している。
特開２０１０－１１９８４２号公報
　上述した従来の技術では、正しく測定をしたり、測定の精度を高めるため、測定領域より精度よく設定することが求められていた。本願の限定的ではない例示的な実施形態は、測定領域を自動で精度良く設定することができる超音波診断装置および超音波診断装置の制御方法を提供する。
　本発明の一態様に係る超音波診断装置は、圧電変換素子を有する超音波探触子と接続可能に構成され、被検体の心臓あるいは血管を測定対象として所定の計測処理を行う超音波診断装置であって、前記超音波探触子を駆動し、前記測定対象を含む被検体に対し超音波を送信する送信処理と、前記超音波探触子によって受信した前記測定対象を含む被検体からのエコー信号に基づき受信信号を生成する受信処理とを行い、前記被検体に超音波を送信する方向である深さ方向において異なる深さ位置に複数の観測点を設定し、前記受信信号に基づき、前記複数の観測点それぞれにおいて、前記被検体の組織の所定の期間における位置変化に関する情報を取得し、前記複数の観測点それぞれにおいて取得された前記組織の所定の期間における位置変化に関する情報、および、前記測定対象に特徴的な位置変化に関する情報を用いて、前記複数の観測点から、測定領域を設定するための観測点を選択し、選択した前記観測点に基づき、前記所定の計測処理を行うための前記測定領域を設定する、制御器を備える。
　本願の一実施形態に係る超音波診断装置および超音波診断装置の制御方法によれば、誤った位置に測定領域を設定することなく、測定領域を自動で精度良く設定することができる。このため、例えば、心臓や血管における所定の計測を自動化しても、精度の良い計測が実現できる。
本発明の実施の形態１による超音波診断装置のブロック図である。 本発明の実施の形態１による測定領域設定部の詳細なブロック図である。 本発明の実施の形態１による超音波診断装置の動作を示すフローチャートである。 観測点を示す模式図である。 （ａ）および（ｂ）は、１心拍における頚動脈および頚静脈の径変化波形の一例を示す図である。 （ａ）、（ｂ）および（ｃ）は、本発明の実施の形態１における断層画像、複数の観測点における径変化波形、および評価値の一例を示す図である。 （ａ）および（ｂ）は、１心拍における頚動脈と頚静脈の径変化速度波形の一例を示す図である。 （ａ）、（ｂ）、（ｃ）および（ｄ）は、本発明の実施の形態２における断層画像、平均輝度信号分布、基準パターンおよびマッチング係数分布を示す図である。 （ａ）、（ｂ）、（ｃ）、（ｄ）および（ｅ）は、本発明の実施の形態２における断層画像、平均輝度信号分布、マッチング係数分布、径変化波形および評価値の一例を示す図である。 （ａ）および（ｂ）は、頚動脈の長軸断面の断層画像を示す図である。 （ａ）から（ｃ）は、従来の頚動脈の測定領域を自動設定する方法で測定領域の設定を失敗する場合の断層像の例を示す図である。
＜本発明を実施するための形態に至った経緯について＞
　本願発明者は、特許文献１に開示された方法の特性を詳細に検討した。その結果、頚動脈と頚動脈に類似したパターンを有する頚動脈以外の組織が断層画像上に描出される受信信号が得られると、この頚動脈以外の組織を頚動脈として誤検出し、誤った位置に測定領域が設定され、頚動脈の適切な位置には測定領域を精度良く設定できない場合があることが分かった。以下、本願発明者の検討結果を、図１０を用いて説明する。
　図１０は、頚動脈が描出された断層画像の一例を示す図である。図１０（ａ）は頚動脈以外に頚静脈が明瞭に断層画像上に描出された場合を示し、図１０（ｂ）はエコー信号にノイズが多く含まれていることで頚動脈および頚静脈を含む断層画像が全体的にぼやけている場合を示し、図１０（ｃ）は頚動脈と、頚静脈と、頚動脈と類似したパターンを有する筋肉層とが断層画像上に明瞭に描出された場合を示している。
　このような場合、特許文献１に開示された方法では、頚静脈または筋肉層といった頚動脈に類似するパターンを有する組織と、頚動脈とを判別できず、誤って頚静脈や筋肉層に測定領域を設定してしまうことがあった。
　本発明者は、上記のような場合でも、誤った位置に測定領域を設定することなく、測定領域を自動で精度良く設定することができる技術について鋭意検討を行い、新規な超音波診断装置を想到した。本発明の一態様の概要は以下の通りである。
　本発明の一態様に係る超音波診断装置は、圧電変換素子を有する超音波探触子と接続可能に構成され、被検体の心臓あるいは血管を測定対象として所定の計測処理を行う超音波診断装置であって、前記超音波探触子を駆動し、前記測定対象を含む被検体に対し超音波を送信する送信処理と、前記超音波探触子によって受信した前記測定対象を含む被検体からのエコー信号に基づき受信信号を生成する受信処理とを行い、前記被検体に超音波を送信する方向である深さ方向において異なる深さ位置に複数の観測点を設定し、前記受信信号に基づき、前記複数の観測点それぞれにおいて、前記被検体の組織の所定の期間における位置変化に関する情報を取得し、前記複数の観測点それぞれにおいて取得された前記組織の所定の期間における位置変化に関する情報、および、前記測定対象に特徴的な位置変化に関する情報を用いて、前記複数の観測点から、測定領域を設定するための観測点を選択し、選択した前記観測点に基づき、前記所定の計測処理を行うための前記測定領域を設定する、制御器を備える。
　前記制御器は、前記測定対象に特徴的な位置変化に関する情報として、前記測定対象に特徴的な位置変化に関する波形パターンを特定するための条件をあらかじめ格納しており、前記複数の観測点それぞれにおいて取得された前記組織の所定の期間における位置変化に関する情報のうち前記条件を最も満たしている前記測定対象の組織の位置変化に関する情報に対応する観測点を選択してもよい。
　前記制御器は、前記測定対象に特徴的な位置変化に関する情報として、前記測定対象に特徴的な位置変化に関する波形パターンをあらかじめ格納しており、前記複数の観測点それぞれにおいて取得された前記測定対象の組織の位置変化に関する情報と前記波形パターンとを比較し、前記波形パターンに最も類似する情報を有する観測点を選択してもよい。
　前記制御器は、前記受信信号に基づき、取得したエコー信号の強度が相対的に弱い部分に観測点を複数設定してもよい。
　前記制御器は、前記深さ方向に沿った前記受信信号の強度に基づく前記測定対象の特徴的なパターンを格納しており、前記特徴的なパターンを用いたパターンマッチングによって、前記取得したエコー信号の強度が相対的に弱い部分に複数の観測点を設定してもよい。
　前記制御器は、前記組織の所定の期間における位置変化に関する情報として、前記組織の位置変化あるいは位置変化速度を取得してもよい。
　前記制御器は、各観測点を基準として２つの位置にある組織の位置の変位速度の差分に基づき、前記位置変化あるいは前記位置変化速度を算出してもよい。
　前記制御器は、前記複数の観測点それぞれにおいて、前記測定対象の血管の中心が位置していると仮定した場合の前記仮定した前記測定対象の血管の血管壁に相当する位置にある前記組織の所定の期間における位置変化に関する情報を取得してもよい。
　前記制御器は、前記組織の所定の期間における位置変化に関する情報として、前記所定の期間における前記仮定した前記測定対象の血管の径変化あるいは径変化速度を取得してもよい。
　前記制御器は、各観測点を前記測定対象の血管の中心として仮定し、前記各観測点を基準として前記深さ方向に沿った２つの位置にある組織の変位速度の差分に基づき、前記径変化および前記径変化速度を算出してもよい。
　前記制御器は、被検体からの心拍同期信号を取得し、取得した前記心拍同期信号に基づき前記所定の期間を設定してもよい。
　前記制御器は、前記心拍同期信号を、心電計、心音計あるいは、取得したエコー信号のいずれかから取得してもよい。
　前記制御器は、心壁、動脈の血管壁、あるいは静脈の血管壁に対して所定の計測処理を行ってもよい。
　本発明の一態様に係る超音波診断装置の制御方法は、圧電変換素子を有する超音波探触子と接続可能に構成され、被検体の心臓あるいは血管を測定対象として所定の計測処理を行う超音波診断装置の制御方法であって、前記超音波探触子を駆動し、超音波を送信する送信処理と、前記超音波探触子によって受信した測定対象を含む被検体からのエコー信号に基づき受信信号を生成する受信処理とを行う工程Ａと、前記被検体に超音波を送信する方向である深さ方向において異なる深さ位置に複数の観測点を設定する工程Ｂと、前記受信信号に基づき、前記複数の観測点それぞれにおいて、前記被検体の組織の所定の期間における位置変化に関する情報を取得する工程Ｃと、前記複数の観測点それぞれにおいて取得された前記組織の所定の期間における位置変化に関する情報、および、前記測定対象に特徴的な位置変化に関する情報を用いて、前記複数の観測点から、測定領域を設定するための観測点を選択する工程Ｄと、選択した前記観測点に基づき、前記所定の計測処理を行うための前記測定領域を設定する工程Ｅとを包含する。
　以下に、本発明の超音波診断装置およびそれを用いた超音波診断方法の実施の形態を図面とともに詳細に説明する。なお、以下に説明する実施の形態１および実施の形態２は、頚動脈のＩＭＴ測定を例に説明するが、本発明はこれに限定されない。例えば、その他の動脈、静脈（頚静脈を含む。）や、心臓の心壁といった組織や部分を測定対象とすることもできるし、ＩＭＴ測定のように厚みを計測するものに限定されるものではなく、例えば、弾性測定などの計測に用いることも可能である。すなわち、本発明は、心臓や血管といった特徴的な動きを示す測定対象に対して所定の計測を行う場合に適用する実施形態を含む。
　（実施の形態１）
　以下、実施の形態１に係る超音波診断装置について、図面を参照しながら説明する。
≪構成について≫
＜全体構成＞
　図１は、本発明の超音波診断装置の実施の形態１の構成を示すブロック図である。
　実施の形態１の超音波診断装置１００は、制御器１とユーザインターフェース１１とを備え、超音波探触子２および表示器３と電気的に接続可能に構成されている。この制御器１は、送信部４、受信部５、断層画像処理部６、心拍情報取得部７、測定領域設定部８、ＩＭＴ測定部９、表示処理部１０、および制御部１２を含んでいる。
　なお、図１に示す各構成要素は、必ずしも独立したハードウエアによって構成される必要はなく、各ブロックを必要に応じて一体としたＣＰＵおよびソフトウエアによって各ブロックの機能を実現する構成であってもよい。例えば、送信部４、受信部５、断層画像処理部６、心拍情報取得部７、表示処理部１０および制御部１２はハードウエアによって構成されていてもよく、測定領域設定部８およびＩＭＴ測定部９は、ソフトエアによって機能が実現されていてもよい。この場合、制御部１２は、メモリおよび処理装置を含んでおり、測定領域設定部８およびＩＭＴ測定部９の機能を実現するための指令や、その他の構成要素を制御するための指令を含むソフトウエアである１以上のプログラムは、制御部１２のメモリに格納され、適宜、メモリから読みだされ、処理装置によって実行される。
　＜超音波探触子２＞
　超音波探触子２は、複数の圧電変換素子を有し、この圧電変換素子それぞれが後述する送信部４からの送信電気信号を超音波へと変換し、超音波ビームを生成する。したがって、被計測物である被検体表面に超音波探触子２を配置することで、被検体内部に超音波ビームを照射することができる。そして、被検体内部からの反射超音波であるエコー信号を超音波探触子２で受信し、複数の圧電変換素子でそのエコー信号を受信電気信号へと変換して受信部５に供給する。
　なお、実施の形態１においては、超音波探触子２は、複数の圧電変換素子が一次元方向に配列された超音波探触子２を例に説明するが、本発明はこれに限定されない。例えば、複数の圧電変換素子が２次元に配列された超音波探触子２や一次元方向に配列された複数の圧電変換素子が揺動する超音波探触子２などを用いることも可能である。また、制御部１１の制御に基づき、送信部１１は、超音波探触子２における使用する圧電変換素子の選択、圧電変換素子に電圧を与えるタイミングや電圧の値を個々に変化させることによって、送信する超音波ビームの照射位置や照射方向を制御することができる。
　また、超音波探触子２は、後述する送信部４や受信部５の一部の機能を含んでいてもよい。例えば、送信部４から出力された送信電気信号を生成するための制御信号（以下、「送信信号」とする。）に基づき、超音波探触子２内で送信電気信号を生成し、この送信信号を超音波に変換するとともに、受信したエコー信号を受信電気信号に変換し、超音波探触子２内で受信電気信号に基づき後述する受信信号を生成する構成が挙げられる。
＜送信部４＞
　送信部４は、超音波探触子２から超音波ビームを送信するための送信信号を生成し、この送信信号に基づき、超音波探触子２に対して所定のタイミングで発生する高圧の送信電気信号を供給することで、超音波探触子２の圧電変換素子を駆動させる送信処理を行う。
＜受信部５＞
　受信部５は、超音波探触子２で変換された受信電気信号を増幅してＡ／Ｄ変換を行うことで受信信号を生成するとともに、各圧電変換素子で受信されたエコー信号に適切な遅延を与えて加算することで定められた位置または方向からの超音波のみを検出する受信処理を行う。この受信信号は、例えば、超音波探触子２の振動子が配列された一次元方向（以下、配列方向とする。）と超音波の送信方向（以下、深さ方向とする。）からなる複数の信号からなり、各信号はエコー信号の振幅から変換された電気信号をＡ／Ｄ変換したデジタル信号である。そして、この受信信号は、断層画像処理部６、測定領域設定部８およびＩＭＴ測定部９へ供給される。
＜断層画像処理部６＞
　断層画像処理部６は、一般的な超音波診断装置と同様の構造を備える。図示はしないが、断層画像処理部６は、例えば、各種フィルタ、検波器、対数増幅器、走査変換器、およびその他の信号／画像処理器などを含み、主に受信信号の振幅を解析して、被検体の内部構造が画像化されたデータ（以下、Ｂモード画像データとする。）を生成する。このＢモード画像データは、表示器３の画面に表示するために、主に受信信号を輝度情報へと変換し、その輝度情報を直交座標系に対応するように座標変換を施した画像信号である。
＜心拍情報取得部７＞
　心拍情報取得部７は、被検体から心拍同期信号を取得する。例えば、心拡張末期を示すタイミングを取得する。具体的には、心拍情報取得部７は心電計であって、Ｒ波のタイミングを心拍同期信号として、測定領域設定部８およびＩＭＴ測定部９に出力する。心拍情報取得部７は、心電計に限定されるものではなく、心音計を用いることも可能である。また、例えば、特許第４１８９４０５号に示すように、心拍情報取得部７は、超音波エコー信号や超音波画像から取得するように構成されていてもよい。なお、心時相は、１心拍中における所定のタイミングであればよく、心拡張末期に限定されるものでもない。
　心拍情報取得部７に心電計あるいは心音計を用いる場合、心拍情報取得部７は必ずしも超音波診断装置１００に内蔵されている必要はない。すなわち、超音波診断装置１００は心拍情報取得部７を含んでおらず、分離された別の機器として心電計あるいは心音計を超音波診断装置１００に接続し、被検体からの心拍同期信号を取得するように構成されていてもよい。
＜測定領域設定部８＞
　測定領域設定部８は、図２に示すように、観測点設定部８０、径変化算出部８１、血管中心検出部８２および測定領域決定部８３を含み、受信部５の出力である受信信号を解析して、ＩＭＴを求める血管壁を含む領域に測定領域を設定する。なお、実施の形態１においては、測定領域を設定するための受信信号は、心拍情報取得部７の出力である心拍同期信号のタイミングで取得する。
　＜観測点設定部８０＞
　観測点設定部８０は、超音波探触子２を配置した被検体表面から超音波の送信方向である深さ方向において、異なる深さ位置に複数の観測点を設定する。例えば、観測点設定部８０は、超音波探触子２を配置した被検体の皮膚表面から深さ方向における所定の深さまでの範囲において、所定の間隔で複数の観測点を設定する条件をあらかじめ備え、この条件に基づき、所定の間隔に複数の観測点を設定する。この所定の間隔は、複数の観測点のうち、少なくとも１点が、頚動脈の血流領域に位置するように決定されることが好ましい。一般的に頚動脈の太さは、６～１０ｍｍ程度であるので、概ね５ｍｍ程度の間隔で複数の観測点を設定すれば、頚動脈の血流領域に設定することができる。ただし、後述の血管中心検出部８２において、精度よく頚動脈の血管中心を選択するには、例えば、１ｍｍ間隔といったように、より細かい間隔で観測点を設定することが好ましい。
　図３Ｂは、被検体の内部を走査する超音波の音響線と観測点との関係を模式的に示している。図３Ｂにおいて、Ｌ１～Ｌｎは観測領域ＯＲを走査する超音波の音響線を示しており、ｔ１～ｔｎは、それぞれ、観測領域全体を走査することにより得られる１つの画像フレームを示している。図３Ｂに示すように、所定の間隔で深さ位置ｄ１、ｄ２・・・ｄｎを設定することによって、音響線Ｌ１～Ｌｎ上の各線上に観測点ｏｐ１、ｏｐ２～ｏｐｎが設定される。
　なお、ここでは各音響線上のある深さ位置を観測点としているが、必ずしも１つの音響線上に観測点をしなくてもよい。図３Ｂにおいて破線で示すように、複数の音響線上における、ある深さ位置を観測点としてもよい。したがって、本実施形態でいう観測点とは、両者のいずれかを意味する。
＜径変化算出部８１＞
　径変化算出部８１は、受信部５の出力である受信信号を解析して、観測点それぞれにおいて測定対象が位置しているとした場合の所定の期間における、測定対象の組織に相当する位置にある被検体の組織の位置変化に関する情報を取得する。つまり、観測点それぞれにおいて、観測点と所定の関係を満たす１または２以上の位置にある被検体の組織の位置変化に関する情報を取得する。具体的には、径変化算出部８１は、組織の位置変化に関する情報として、組織の位置変化あるいは位置変化速度を取得する。本実施形態では、測定対象は頚動脈であるため、複数設定された観測点のそれぞれが血流領域中の血管中心であると仮定したときの、血管壁に相当する位置にある被検体の組織を仮定した頚動脈血管とみなして、一心拍周期中における頚動脈血管の径変化波形を算出する。具体的には、径変化算出部８１は、深さ方向において、観測点を基準に相対的に浅い方向および深い方向の所定の範囲内における受信信号から、浅い方向および深い方向における仮定した頚動脈の血管壁に相当する位置にある組織のそれぞれの移動量の変化を算出する。そして、心拍情報取得部７が取得した所定のタイミングに基づく所定の期間内の、それぞれの移動量の変化の差を、仮定した頚動脈径変化波形として算出する。この演算をそれぞれの観測点について行う。
＜血管中心検出部８２＞
　血管中心検出部８２は、あらかじめ取得された測定対象に特徴的な位置変化に関する情報を格納している。また、血管中心検出部８２は、径変化算出部８１から、複数の観測点それぞれにおいて取得された測定対象の組織の位置変化に関する情報を受け取り、前記測定対象に特徴的な位置変化に関する情報を用いて、複数の観測点から、測定領域を設定するための観測点を選択する。具体的には、本実施形態では血管中心検出部８２は、複数の観測点の径変化波形の中から頚動脈の血管中心を特定するための頚動脈特有の波形パターン、または、頚動脈特有の波形パターンを特定するための所定の条件を格納している。そして、径変化算出部８１の出力である深さ方向に複数設定された観測点それぞれを血流領域中の血管中心と仮定したときの径変化波形を解析して、あらかじめ記憶された所定の頚動脈特有の波形パターン、または、波形パターンを特定するために条件に基づき、最も頚動脈らしい変化をする径変化波形を選択する。この選択された観測点は、頚動脈の血管中心として測定領域決定部８３に出力される。本処理は、心拍情報取得部７の出力である心拍同期信号のタイミングで行なわれ、直前１心拍分の径変化波形を解析する。
　＜測定領域決定部８３＞
　測定領域決定部８３は、血管中心検出部８２において頚動脈の血管中心として出力された観測点を基準に、ＩＭＴ測定を行う範囲を規定する測定範囲を決定する。具体的には、測定領域決定部８３は、例えば、被検体表面に配置された超音波探触子２の圧電変換素子の配列方向（音響線方向）および深さ方向において、それぞれの所定の長さを有する矩形の領域を画定するための情報、つまり所定の形状および大きさの領域に関する情報を格納している。所定の長さは、後述するユーザインターフェース１１による操作者からの入力によって変更可能であってもよい。測定領域決定部８３は、頚動脈の血管中心として出力された観測点を基準として、矩形の領域を観測領域内に配置し、測定領域を決定する。したがって、頚動脈の後壁をＩＭＴ測定の対象とする場合には、所定の測定領域の深さ方向の長さは、頚動脈の後壁を含む長さであることが好ましい。測定領域決定部８３は、決定した測定領域の情報をＩＭＴ測定部９へ出力する。
　＜ＩＭＴ測定部９＞
　ＩＭＴ測定部９は、測定領域設定部８から出力される測定領域の情報に基づき、測定領域内にある受信信号を解析して、頚動脈の血管壁の、血流内膜境界および中膜外膜境界を検出し、その間の距離を計測することでＩＭＴを算出する。そして、算出された測定領域内の境界間の距離のうち、例えば、最大値（ｍａｘＩＭＴ）、または、平均値（ｍｅａｎＩＭＴ）をＩＭＴ値として算出する。具体的なＩＭＴの算出手順は、例えば、特許第４８２９９６０号などに記述された一般的な方法を用いることができる。ＩＭＴを算出するタイミングは、本実施形態では、心拍情報取得部７の出力である心拍同期信号のタイミングである。
　＜表示処理部１０＞
　表示処理部１０は、断層画像処理部６からのＢモード画像データを断層画像として表示する処理を行う。また、ＩＭＴ測定部９からのＩＭＴ測定結果を表示器３に表示する処理を行う。なお、表示器３に表示する断層画像の測定領域内の血流内膜境界および中膜外膜境界を強調表示する処理を行ってもよく、また、断層画像上に測定領域を示す画像を重畳表示する処理を行ってもよい。これらの処理に基づき、表示器３に断層画像、ＩＭＴ測定結果等が表示される。
　＜ユーザインターフェース１１＞
　ユーザインターフェース１１は、ユーザから入力を受け取り、ユーザの入力に基づく指令を超音波診断装置１００、具体的には、制御器１の制御部１２に出力する。
　＜制御部１２＞
　制御部１２は、ユーザインターフェース１１の指令に応じて、超音波診断装置全体（制御器１内の各ブロック）を制御する。
≪動作について≫
　以上の構成からなる超音波診断装置１００の具体的な動作について、図３Ａのフローチャートを用いて説明する。なお、ここでは、断層画像処理部６での処理は、一般的な超音波診断装置と同様であるため省略し、頚動脈の血管壁に測定領域を設定し、その測定領域内のＩＭＴを計測する動作について説明する。
　＜ステップ１（Ｓ０１）＞
　ステップ１（Ｓ０１）では、超音波探触子２を被検体の首筋表面に配置し、送信部４および受信部５の処理により、頚動脈の長軸断面を含む受信信号を逐次取得する。頚動脈の長軸断面を含む受信信号を取得するには、超音波探触子２の圧電変換素子の配列方向が、頚動脈の長軸方向が沿うように超音波探触子２を配置する必要がある。図３Ｂに示すように、圧電変換素子から順次超音波を送信し、エコーを受信することによって、被検体の観測領域ＯＲを複数の音響線Ｌ１～Ｌｎで示される超音波で走査し、１枚の画像フレームｔ１に対応する受信信号を取得する。これを繰り返すことによって１心拍期間中に複数の画像フレームに対応する受信信号を取得する。
　＜ステップ２（Ｓ０２）＞
　ステップ２（Ｓ０２）では、心拍情報取得部７が、被検体から所定のタイミングの心拍同期信号を取得し、測定領域設定部８およびＩＭＴ測定部９に出力する。なお、ここでは、心拍同期信号として、Ｒ波のタイミングを用いる。
　＜ステップ３（Ｓ０３）＞
　ステップ３（Ｓ０３）では、図３Ｂに示すように、観測点設定部８０が、超音波探触子２を配置した被検体表面から超音波の送信方向である深さ方向において、所定の間隔（例えば５ｍｍ間隔）で設定した深さ位置に複数の観測点（ｏｐ１～ｏｐｎ）を設定する。実施の形態１においては、被検体表面から深さ方向に向けて３５ｍｍまでの深さに合計７点（５ｍｍ、１０ｍｍ、１５ｍｍ、２０ｍｍ、２５ｍｍ、３０ｍｍ、３５ｍｍ）の観測点を設けている。
　＜ステップ４（Ｓ０４）＞
　ステップ４（Ｓ０４）では、径変化算出部８１が、ステップ２（Ｓ０２）で取得したＲ波タイミングに基づく所定の期間内において、各観測点を基準に相対的に浅い方向および深い方向の所定の範囲内における受信信号を解析して、各観測点が血管中心であると仮定したときの血管の径変化波形を算出する。この径変化波形の算出をそれぞれの観測点で行う。ここでは、所定の期間として、ステップ２（Ｓ０２）で取得したＲ波タイミング（第１のＲ波タイミング）から、第１のＲ波タイミングに続く次のＲ波タイミング（第２のＲ波タイミング）までの間の１心拍の期間を用いることとする。ただし、この所定の期間は必ずしも１心拍の期間である必要ではなく、複数心拍の期間あるいは１心拍より短い期間であってもよく、後述する頚動脈特有の径変化波形が得られる期間であればよい。
　具体的には、まず、深さ方向に複数設定された観測点の移動速度を検出する。受信信号から移動速度を求める方法としては、例えば、血流速度を求めるときに使うドプラ法を用いるのが好適である。ドプラ法では、受信信号を直交検波して得られた複素ＩＱ信号をｆ（ｄ，Ｌ，ｔ）、（ｄは深さ方向、Ｌは音響線方向、ｔは時間方向の変数）とすると、式１により速度Ｖ（ｄ，Ｌ，ｔ）を求めることができる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000001
ここで、Ｃは超音波の音速、ΔＴは同一走査線への送信時間間隔、Ｆは直交検波の参照周波数（送信周波数と一致させるのが一般的である。）、ＡＴＡＮ（Ｘ１）はＸ１の逆正接演算、ＣＯＮＪ（Ｘ２）はＸ２の複素共役演算である。なお、速度算出方法は、ここに示したドプラ法に限定するものではなく、ＦＦＴなど他の方法を使用することも可能である。また、信号ノイズ比を向上させるために、時間方向または空間方向で平均化することも有効である。変数ｄ、Ｌ、ｔは図３Ｂにおけるｄ１～ｄｎ、Ｌ１～Ｌｎ、ｔ１～ｔｎに対応する。
　そして、深さ方向において、求めるべき観測点から浅い方へあらかじめ定められた距離Ｄ１にある組織の移動速度と、その観測点から深い方へあらかじめ定められた距離Ｄ２にある組織の移動速度の差を求めることで数２に示す径変化速度ＩｄＶ（ｄ，Ｌ，ｔ）を求める。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000002
　次に、径変化速度を時間方向へ累積加算して数３に示す径変化波形ＩｄＷ（ｄ，Ｌ，ｔ）を求める。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000003
　径変化波形は累積加算により求められるので、ノイズなどにより誤差が累積する。この影響を排除するため、心拍情報取得部７の出力である心拍同期信号のタイミングで、径変化波形をリセット、つまり原点（０）に戻す。なお、本実施の形態では、位相をもとに算出した速度を累積加算することにより径変化波形を求めたが、パターンマッチングやオプティカルフロー検出などによって求めてもよい。
　＜ステップ５（Ｓ０５）＞
　ステップ５（Ｓ０５）では、ステップ４（Ｓ０４）で得られた複数の観測点の径変化波形を解析する。そして、血管中心検出部８２が保持する頚動脈特有の所定の条件に基づき、頚動脈に近似する径変化波形を選択し、その観測点を血管中心として出力する。
　この径変化波形の特徴について、図４を用いて説明する。図４は、心拍情報取得部７である心電計のＲ波によって切り出された一心拍分（すなわち、第１のＲ波タイミングから第２のＲ波タイミングの期間Ｔｓのことを指す。）の血管の径変化波形である。図４（ａ）は動脈血管中心を観測点とし、図４（ｂ）は、静脈血管中心を観測点としている。
　図４（ａ）に示すように、頚動脈血管の径変化波形において、まず、第１のＲ波タイミング後、僅かに小さくなって最小値Ａminが現れ（この時間を最小値出現時間Ｔminとする。）、次いで急激に大きくなって最大値Ａmaxが現れる（この時間を最大値出現時間Ｔmaxとする。）。そして、その後、血管径の値は、第２のＲ波タイミングに向かって徐々に小さくなって、原点（０）に戻る。このような特徴は、心電計におけるＲ波は心臓を収縮させる信号であることから、Ｒ波が観測されると一定時間後に心臓が収縮して血液が押し出され、その圧力によって血管が急激に拡張し、その後心臓が拡張するにしたがって、徐々に血管も収縮するという事象に基づく。
　一方、図４（ｂ）に示すように頚静脈血管の径変化波形は、図４（ａ）とはほぼ逆の特徴的な波形パターンを有する。これは頚動脈と頚静脈は隣接して走向しているため、動脈が拡張するとそれに押されて収縮するためである。また、波形の最後が０に戻っていないのは、血管壁の動きが超音波の送受信方向と平行していないか、ノイズの影響によるものである。
　したがって、このような頚動脈特有の波形パターンを特定するための所定の条件を用いることで、最も頚動脈らしい径変化波形を持つ観測点を選択することができる。例えば、頚動脈特有の波形パターンを特定するための所定の条件としては、上述の図４（ａ）で説明した頚動脈特有の波形パターンを数値化した所定の条件の評価値を求めることで、頚動脈の変化波形を持つ観測点を選択することができる。なお、頚動脈特有の波形パターンを数値化した所定の条件の一例として、以下の（１）～（７）に列挙するような条件を満たす個数を評価値とし、最も大きいものを動脈血管中心として求めることができる。
　（１）最大値Ａmaxが、あらかじめ決められた所定の範囲内の値であること。
　（２）最小値Ａminが、あらかじめ決められた所定の範囲内の値であること。
　（３）最大値Ａmaxの絶対値（｜最大値Ａmax｜）が、最小値Ａminの絶対値（｜最大値Ａmin｜）より大きいこと。
　（４）最小値出現時間Ｔminがあらかじめ決められた所定の範囲内であること。
　（５）最大出現時間Ｔmaxが、最小値出現時間Ｔminより大きいこと。
　（６）最大出現時間Ｔmaxが、心拍周期（Ｔｓ／２）より小さいこと。
　（７）径変化波形の最後（Ｔｓ時）において、径変化があらかじめ決められた範囲内にあること。または、径変化がＡmaxまたはＡminを基準としたあらかじめ決められた範囲内にあること。
　図５（ａ）は、断層画像を示しており、（ｂ）は、断層画像に示される深さ方向において、異なる７点（５ｍｍ、１０ｍｍ、１５ｍｍ、２０ｍｍ、２５ｍｍ、３０ｍｍ、３５ｍｍ）の位置にある観測点（（Ａ）～（Ｇ））における径変化波形を示しし、（ｃ）は、径変化波形の評価値を示す。評価値は、上述に列挙した（１）～（７）の条件を満たした数を示している。図５（ｃ）に示すように観測点（Ｄ）の径変化波形が最も評価が高いため、この位置を（頸動脈の）血管中心として決定する。図５（ａ）に示す実際の断層画像に対応させると、観測点（Ｄ）は正しく、頚動脈の血管中心付近に位置していることが分かる。観測点（Ｃ）は評価値が低く、血管中心として決定されないが、断層画像に対応させると、観測点（Ｃ）は頚静脈の血管中心付近であることがわかる。このように、上述した評価を行うことにより、頚静脈を誤検出することなく、正確に頚動脈中心付近を血管中心として決定できていることが分かる。
　なお、図５においては説明を容易にするため、観測点を７点としたが、実際にはより多くの観測点を設定することが好ましく、例えば、１ｍｍ間隔で観測点を設定することが好ましい。一方、１ｍｍ間隔といったように観測点を細かく設定した場合、頚動脈の血流領域に複数の観測点が設定されることがあるが、この場合、その観測点の中から、最も評価値の高い観測点を選択する処理を行えば、最も適切な観測点を選択することができる。
　また、別例として、頚動脈特有の波形パターンとして、あらかじめ１つあるいは複数の動脈らしい基準となる径変化波形（例えば、図４（ａ）に示す波形）を用意しておき、基準となる径変化波形と、各観測点の波形との相互相関により相関係数を求め、相関係数を評価値として、最も大きいものを動脈血管中心として求めることも可能である。なお、相互相関に限定されず、差分演算などを用いてもよい。
　なお、径変化波形ではなく、図６（ａ）および（ｂ）に示すような径変化速度波形を用いてもよい。図６（ａ）および（ｂ）は、１心拍における頚動脈と頚静脈の径変化速度波形の一例を示している。径変化速度波形を用いる場合も、径変化波形と同様に、あらかじめ複数の条件を決めておき、それを満足する個数を評価値としたり、あらかじめ動脈らしい径変化速度波形を用意しておき、相互相関や差分演算などの結果を評価値としたりして、評価値の最も大きいものを動脈血管中心として求めることができる。
　＜ステップ６（Ｓ０６）＞
　ステップ６（Ｓ０６）では、測定領域決定部８３が、ステップ５（Ｓ０５）で決定した血管中心を基準に、あらかじめ格納されていた所定の形状および大きさの領域に関する情報を用い、観測領域内に所定の範囲の測定領域を配置することで血管壁を跨ぐように測定領域を設定する。
　具体的には、頚動脈の太さは６～１０ｍｍ程度、ＩＭＴは最大５ｍｍ程度であるから、上端を血管中心とし、あらかじめ決められた縦方向の長さを、例えば１０ｍｍ程度として、測定領域を設定すればよい。または、血管中心から深さ方向に向けて閾値処理やパターンマッチングなどを用いて血管壁を検出し、その位置からあらかじめ決められた距離、例えば１ｍｍ程度だけ浅い方向を上端とし、あらかじめ決められた高さ、例えば６ｍｍ程度の測定領域を設定すればよい。
　＜ステップ７（Ｓ０７）＞
　ステップ７（Ｓ０７）では、ステップ６（Ｓ０６）で設定した測定領域内のＩＭＴを算出する。例えば、測定領域内のＩＭＴの最大厚（ｍａｘＩＭＴ）や平均厚（ｍｅａｎＩＭＴ）をＩＭＴ値として確定する。
　係る構成により、頚動脈と紛らわしい頚静脈や筋肉層が超音波画像に描出されていても、正確に動脈血管壁を検出でき、動脈血管壁上に測定領域を設定することができる。
　（実施の形態２）
≪構成について≫
　実施の形態２は、実施の形態１に示した測定領域設定部８の別構成を説明する。したがって、測定領域設定部８以外の構成は実施の形態１と同様であるため、説明を省略する。また、本実施形態の超音波診断装置における測定領域設定部８は、実施の形態１と同様、図２に示すように、観測点設定部８０、径変化設定部８１、血管中心検出部８２および測定領域決定部８３を備える。実施の形態２は、実施の形態１とは観測点設定部８０の観測点の設定の仕方が異なるので、その点を中心に説明を行う。
　＜観測点設定部８０＞
　観測点設定部８０は、受信部５の出力である受信信号に基づき、観測点を設定する。すなわち、深さ方向における取得したエコー信号の信号強度が、他の深さ位置と比較して相対的に弱い部分に血管中心候補として観測点を設定する。一例として、以下にパターンマッチング法を用いた観測点の設定について図７を用いて説明する。
　図７（ａ）は断層画像であって、図７中の縦方向が超音波の送信方向である深さ方向、横方向が被検体に配置した超音波振動子２の圧電変換素子の配列方向つまり音響線方向を示している。また、図７（ｂ）は断層画像の輝度を図７中の横方向に平均化した平均輝度信号を示す図であり、図７（ｃ）は血管中心を検出するための基準パターンである。
　頚動脈の長軸を通る断面における断層画像は、深さ方向の浅い位置から深い位置にかけて順に前壁、血管内腔、後壁を含む。断層画像上、輝度の高い部分はエコー信号が相対的に強く、輝度の低い部分はエコー信号が相対的に弱い。したがって、前壁に対応する平均輝度信号は、他の深さ位置における輝度信号よりも相対的に強く現れる。そして、血管内腔の輝度信号は、他の深さ位置における輝度信号よりも相対的に弱くなる。後壁に対応する輝度信号は、前壁と同様に他の深さ位置における輝度信号よりも相対的に強くなる。図７（ｃ）に示す基準パターンは、上述の通り、頚動脈に特徴的な輝度信号分布を有している。
　観測点設定部８０は、まず、受信部５の出力である受信信号に基づき、図７（ｂ）に示すような平均輝度信号を求める。そして、この平均輝度信号に対し、観測点設定部８０であらかじめ格納しておいた基準パターン（図７（ｃ））を用いてパターンマッチングを行う。これにより、図７（ｄ）に示すようなマッチング係数が求められる。マッチング係数は、基準パターン（すなわち、頚動脈の輝度信号の特徴的な強度パターン）に近い部分ほど大きな値を示すので、マッチング係数の極大値、つまりマッチング係数の微分値が正から負に変化する複数の点（位置）が、頚動脈の血管中心候補となる。したがって、マッチング係数が極大値となる複数の点に、観測点を設定する。本処理は、心拍情報取得部１０５の出力である心拍同期信号のタイミングで行なわれる。
　なお、頚静脈も血管であり、図７（ｃ）に示す基準パターンと同様の輝度信号分布を示す。このため、設定した観測点には頚静脈の血管中心候補も含まれる。このため、マッチング係数が最大である点が真の頚動脈の血管中心であるとは限らない。
　このようにして決定した観測点を用い、実施の形態１と同様にして、複数の観測点から１つを選択し、計測領域を決定する。観測点設定部８０以降の処理は、実施の形態１と同様であるため説明を省略する。
　図８は、パターンマッチングによるマッチング係数の極大値から血管中心候補として観測点を４点（（Ａ）～（Ｄ））を選択し、その４点の径変化波形を径変化算出部８１で求めた結果を示している。図８（ａ）は断層画像を、（ｂ）は平均輝度信号分布を、（ｃ）はマッチング係数分布を、（ｄ）は観測点（Ａ）～（Ｄ）における径変化波形を、（ｅ）は評価値を示している。評価値は、血管中心検出部８２において、実施の形態１同様、７つの評価基準を用いて評価した結果、その条件を満たした数を示している。図８から理解されるように、観測点（Ｃ）、つまり、図より上から３番目の径変化波形が最も評価が高い。したがって、この位置が頚動脈の血管中心であると推定される。図８（ａ）と（ｅ）とを比較すると、観測点（Ｃ）が正確に頚動脈中心付近に位置していることがわかる。よって、この頚動脈の血管中心と評価された観測点を選定し、測定領域決定部８３において、測定領域を決定することにより、正しく、頚動脈のＩＭＴを測定することができる。
　係る構成により、頚動脈と紛らわしい静脈や筋肉層が超音波画像に描出されていても、より正確に動脈血管壁を検出でき、動脈血管壁上に測定領域を設定することができる。また、本実施の形態によれば、上述した手順によって観測点を決定するため、深さ方向の輝度分布が血管とは異なる観測点が除かれる。よって、より精度よく動脈血管壁上に測定領域を設定することができる。
　以上、実施の形態１および２において、本発明の構成を頚動脈のＩＭＴ測定を例に説明したが、本発明はこれに限定されない。例えば、頚動脈以外の動脈にも適用することもできる。具体的には、静脈（頚静脈を含む。）も心拍に同期した特徴的な動きを示すことから、所定の径変化波形あるいは所定の径変化速度波形が取得でき、例えば、図４（ｂ）に示す静脈の径変化波形に基づいて、頚静脈特有の波形パターンを数値化した所定の条件を用いて、各観測点を評価することにより、静脈血管の計測に適した測定領域を精度よく決定できる。また、拡張型心筋症や肥大型心筋症を検査する場合、心臓の心壁の厚みを計測する場合があるが、係る場合において、本発明は心壁に対しても、精度良く測定領域を設定することができることはいうまでもない。
　すなわち、実施の形態１および２の超音波診断装置および超音波診断装置の制御方法は、心臓の拍動に応じて周期的な動きにより所定の移動量の変化（径変化波形あるいは所定の径変化速度波形）を示す、心臓、血管に対する測定領域の設定に適用できる。
　本願に開示された超音波診断装置および超音波診断装置の制御方法によれば、誤った位置に測定領域を設定することなく、正確な測定領域を設定することが可能となる。したがって、心臓や血管における所定の計測をする超音波診断装置として広く活用できる。
　１　制御器
　２　探触子
　３　表示器
　４　送信部
　５　受信部
　６　断層画像処理部
　７　心拍情報取得部
　８　測定領域設定部
　９　ＩＭＴ検出部
　１０　表示処理部
　１１　ユーザインターフェース
　１２　制御部
　８０　観測点設定部
　８１　径変化算出部
　８２　血管中心検出部
　８３　測定領域決定部
　１００　超音波診断装置
　２０１　前壁
　２０２　後壁
　２０３　血流内膜境界
　２０４　中膜外膜境界
　２０５　内中膜複合体厚

Claims (14)

  1. 　圧電変換素子を有する超音波探触子と接続可能に構成され、被検体の心臓あるいは血管を測定対象として所定の計測処理を行う超音波診断装置であって、
    　前記超音波探触子を駆動し、前記測定対象を含む被検体に対し超音波を送信する送信処理と、前記超音波探触子によって受信した前記測定対象を含む被検体からのエコー信号に基づき受信信号を生成する受信処理とを行い、
    　前記被検体に超音波を送信する方向である深さ方向において異なる深さ位置に複数の観測点を設定し、
    　前記受信信号に基づき、前記複数の観測点それぞれにおいて、前記被検体の組織の所定の期間における位置変化に関する情報を取得し、
    　前記複数の観測点それぞれにおいて取得された前記組織の所定の期間における位置変化に関する情報、および、前記測定対象に特徴的な位置変化に関する情報を用いて、前記複数の観測点から、測定領域を設定するための観測点を選択し、
    　選択した前記観測点に基づき、前記所定の計測処理を行うための前記測定領域を設定する、制御器を備えた、超音波診断装置。
  2. 　前記制御器は、前記測定対象に特徴的な位置変化に関する情報として、前記測定対象に特徴的な位置変化に関する波形パターンを特定するための条件をあらかじめ格納しており、
    　前記複数の観測点それぞれにおいて取得された前記組織の所定の期間における位置変化に関する情報のうち前記条件を最も満たしている前記測定対象の組織の位置変化に関する情報に対応する観測点を選択する、請求項１に記載の超音波診断装置。
  3. 　前記制御器は、前記測定対象に特徴的な位置変化に関する情報として、前記測定対象に特徴的な位置変化に関する波形パターンをあらかじめ格納しており、前記複数の観測点それぞれにおいて取得された前記測定対象の組織の位置変化に関する情報と前記波形パターンとを比較し、前記波形パターンに最も類似する情報を有する観測点を選択する、請求項１に記載の超音波診断装置。
  4. 　前記制御器は、前記受信信号に基づき、取得したエコー信号の強度が相対的に弱い部分に観測点を複数設定する、請求項１から３のいずれかに記載の超音波診断装置。
  5. 　前記制御器は、前記深さ方向に沿った前記受信信号の強度に基づく前記測定対象の特徴的なパターンを格納しており、前記特徴的なパターンを用いたパターンマッチングによって、前記取得したエコー信号の強度が相対的に弱い部分に複数の観測点を設定する、請求項４に記載の超音波診断装置。
  6. 　前記制御器は、前記組織の所定の期間における位置変化に関する情報として、前記組織の位置変化あるいは位置変化速度を取得する、請求項１から５のいずれかに記載の超音波診断装置。
  7. 　前記制御器は、各観測点を基準として２つの位置にある組織の位置の変位速度の差分に基づき、前記位置変化あるいは前記位置変化速度を算出する請求項６に記載の超音波診断装置。
  8. 　前記制御器は、前記複数の観測点それぞれにおいて、前記測定対象の血管の中心が位置していると仮定した場合の前記仮定した前記測定対象の血管の血管壁に相当する位置にある前記組織の所定の期間における位置変化に関する情報を取得する、請求項６または７に記載の超音波診断装置。
  9. 　前記制御器は、前記組織の所定の期間における位置変化に関する情報として、前記所定の期間における前記仮定した前記測定対象の血管の径変化あるいは径変化速度を取得する、請求項８に記載の超音波診断装置。
  10. 　前記制御器は、各観測点を前記測定対象の血管の中心として仮定し、前記各観測点を基準として前記深さ方向に沿った２つの位置にある組織の変位速度の差分に基づき、前記径変化および前記径変化速度を算出する請求項９に記載の超音波診断装置。
  11. 　前記制御器は、被検体からの心拍同期信号を取得し、取得した前記心拍同期信号に基づき前記所定の期間を設定する、請求項１から１０のいずれかに記載の超音波診断装置。
  12. 　前記制御器は、前記心拍同期信号を、心電計、心音計あるいは、取得したエコー信号のいずれかから取得する、請求項１１に記載の超音波診断装置。
  13. 　前記制御器は、心壁、動脈の血管壁、あるいは静脈の血管壁に対して所定の計測処理を行う、請求項１から１２のいずれかに記載の超音波診断装置。
  14. 　圧電変換素子を有する超音波探触子と接続可能に構成され、被検体の心臓あるいは血管を測定対象として所定の計測処理を行う超音波診断装置の制御方法であって、
    　前記超音波探触子を駆動し、超音波を送信する送信処理と、前記超音波探触子によって受信した測定対象を含む被検体からのエコー信号に基づき受信信号を生成する受信処理とを行う工程Ａと、
    　前記被検体に超音波を送信する方向である深さ方向において異なる深さ位置に複数の観測点を設定する工程Ｂと、
    　前記受信信号に基づき、前記複数の観測点それぞれにおいて、前記被検体の組織の所定の期間における位置変化に関する情報を取得する工程Ｃと、
    　前記複数の観測点それぞれにおいて取得された前記組織の所定の期間における位置変化に関する情報、および、前記測定対象に特徴的な位置変化に関する情報を用いて、前記複数の観測点から、測定領域を設定するための観測点を選択する工程Ｄと、
    　選択した前記観測点に基づき、前記所定の計測処理を行うための前記測定領域を設定する工程Ｅと
    を含む、超音波診断装置の制御方法。
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