WO2021161683A1

WO2021161683A1 - 超音波診断装置、超音波診断装置の制御方法および超音波診断装置用プロセッサ

Info

Publication number: WO2021161683A1
Application number: PCT/JP2021/000019
Authority: WO
Inventors: 山本　勝也
Original assignee: 富士フイルム株式会社
Priority date: 2020-02-14
Filing date: 2021-01-04
Publication date: 2021-08-19
Also published as: US20220378394A1; JP7345624B2; EP4104769A4; CN115103634A; JPWO2021161683A1; EP4104769A1; JP2023155494A

Abstract

超音波診断装置（１）は、血管の短軸像を含むＢモード画像を解析して短軸方向の血管壁を検出する第１血管壁検出部（１０）と、短軸方向の血管壁から第１血管径を算出する第１血管径算出部（１１）と、血管の長軸像を含むＢモード画像を解析して長軸方向の血管壁を検出する第２血管壁検出部（１２）と、長軸方向の血管壁から第２血管径を算出する第２血管径算出部（１３）と、Ｂモード画像上に設定されたドプラゲート内のドプラデータに基づいて血流速度を算出する血流速度算出部（１５）と、長軸方向または短軸方向の血管壁と血流速度とに基づいて血流量を計測する血流量計測部（１６）とを備え、第２血管径が第１血管径に対して定められた範囲内になった場合に血流量を自動的に計測する。

Description

超音波診断装置、超音波診断装置の制御方法および超音波診断装置用プロセッサ

　本発明は、Ｂモードデータとドプラデータを取得する超音波診断装置、超音波診断装置の制御方法および超音波診断装置用プロセッサに関する。

　従来から、被検体の内部の画像を得るものとして、超音波診断装置が知られている。超音波診断装置は、一般的に、複数の素子が配列された振動子アレイが備えられた超音波プローブを備えている。この超音波プローブを被検体の体表に接触させた状態において、振動子アレイから被検体内に向けて超音波ビームが送信され、被検体からの超音波エコーを振動子アレイにおいて受信して素子データが取得される。さらに、超音波診断装置は、得られた素子データを電気的に処理して、被検体の当該部位に対する超音波画像を生成する。

　例えば、特許文献１には、表示装置に被検体の血管の長軸像を含む超音波画像が表示されている状態で、ユーザにより、表示装置に表示された超音波画像上の血管領域が指定されることをトリガとして、指定された血管領域における血流量を計測する超音波診断装置が開示されている。

国際公開第２０１９－１８７６４９号公報

　ここで、血流量の計測が精度良く行われるためには、超音波画像に含まれる血管の長軸像が、血管の中心を通る血管の縦断面すなわち計測される血管径が最大となるような血管の縦断面に対応していることが望ましい。しかしながら、特許文献１では、ユーザの経験等に基づく判断により超音波プローブの位置が決定された後に、血管の長軸像を含む超音波画像を取得するため、適切な血管の長軸像を含む超音波画像が得られない場合があった。また、特許文献１の発明では、血流量の計測を行うためには、ユーザにより血管領域が指定される必要があるため、計測の簡便化についても向上の余地があった。

　本発明は、このような従来の問題点を解決するためになされたものであり、血流量の計測精度を向上しながらも簡便に計測を行うことができる超音波診断装置を提供することを目的とする。

　上記目的を達成するために、本発明に係る超音波診断装置は、被検体に対して超音波の送受信を行うことにより受信信号を取得する振動子アレイと、受信信号に基づいて少なくとも血管が撮像されているＢモード画像を生成するＢモード処理部と、Ｂモード処理部により生成されたＢモード画像を表示する表示装置と、血管の短軸像が撮像されているＢモード画像を解析することにより短軸方向の血管壁を検出する第１血管壁検出部と、第１血管壁検出部により検出された短軸方向の血管壁に基づいて第１血管径を算出する第１血管径算出部と、血管の長軸像が撮像されているＢモード画像を解析することにより長軸方向の血管壁を検出する第２血管壁検出部と、第２血管壁検出部により検出された長軸方向の血管壁に基づいて第２血管径を算出する第２血管径算出部と、長軸像が撮像されているＢモード画像上における血管内にドプラゲートを設定するゲート設定部と、ドプラゲート内のドプラデータを取得するドプラ処理部と、ドプラデータに基づいて血流速度を算出する血流速度算出部と、検出された長軸方向の血管壁および短軸方向の血管壁のいずれか一方と、算出された血流速度とに基づいて血流量を計測する血流量計測部とを備え、第２血管径算出部により算出された第２血管径が、第１血管径算出部により算出された第１血管径に対して定められた範囲内になった場合に、血流量を自動的に計測することを特徴とする。

　第２血管壁検出部は、長軸方向の血管壁を探索するための探索線をＢモード画像上に設定し、設定された探索線上におけるＢモード画像の輝度プロファイルに基づいて血管前壁および血管後壁を長軸方向の血管壁として検出することができる。
　この場合に、第２血管壁検出部は、検出された血管前壁および血管後壁にそれぞれ検出点マーカを設定して表示装置に表示することができる。
　また、ゲート設定部は、第２血管壁検出部により検出された血管前壁および血管後壁の座標に基づいて決定された中心位置およびサイズを有するドプラゲートを設定することができる。

　また、第２血管壁検出部は、検出された血管前壁および血管後壁の少なくとも一方に基づいて血管走行角度を推定し、血管走行角度に対する角度補正値が６０度以内となるようにドプラステア角度を設定することができる。
　この場合に、Ｂモード処理部は、第２血管壁検出部により推定された血管走行角度に応じて設定されたＢモードステア角度に基づいてＢモード画像を生成することができる。

　また、ドプラ処理部は、ドプラデータに基づいてドプラ波形画像を生成し、表示装置は、Ｂモード処理部により生成されたＢモード画像とドプラ処理部によりドプラ波形画像の双方を表示することができる。
　さらに、ドプラ処理部は、Ｂモード処理部によるＢモード画像の生成と並行してドプラ波形画像を生成し、Ｂモード画像およびドプラ波形画像の双方がフリーズされて血流量計測部による血流量の計測が行われる。
　もしくは、さらに、ドプラ処理部は、Ｂモード画像がフリーズされた後に、ドプラゲート内のドプラデータを取得して、ドプラ波形画像を生成し、ドプラ波形画像がフリーズされて血流量計測部による血流量の計測が行われる。

　また、定められたフレーム数にわたって、算出された第２血管径が、算出された第１血管径に対して定められた範囲内を維持した場合に、血流量を自動的に計測することもできる。

　本発明に係る超音波診断装置の制御方法は、被検体に対して超音波の送受信を行うことにより得られる受信信号に基づいて少なくとも血管が撮像されているＢモード画像を生成し、Ｂモード画像を表示し、Ｂモード画像に撮像されている血管の短軸像を解析することにより短軸方向の血管壁を検出し、検出された短軸方向の血管壁に基づいて第１血管径を算出し、血管の長軸像が撮像されているＢモード画像を解析することにより長軸方向の血管壁を検出し、検出された長軸方向の血管壁に基づいて第２血管径を算出し、算出された第２血管径が算出された第１血管径に対して定められた範囲内になった場合に、長軸像が撮像されているＢモード画像上における血管内にドプラゲートを設定し、ドプラゲート内のドプラデータを取得し、ドプラデータに基づいて血流速度を算出し、検出された長軸方向の血管壁および短軸方向の血管壁のいずれか一方と、算出された血流速度とに基づいて血流量を計測することを特徴とする。

　本発明に係る超音波診断装置用プロセッサは、被検体に対して超音波の送受信を行うことにより得られる受信信号に基づいて少なくとも血管が撮像されているＢモード画像を生成し、Ｂモード画像を表示し、Ｂモード画像に撮像されている血管の短軸像を解析することにより短軸方向の血管壁を検出し、検出された短軸方向の血管壁に基づいて第１血管径を算出し、血管の長軸像が撮像されているＢモード画像を解析することにより長軸方向の血管壁を検出し、検出された長軸方向の血管壁に基づいて第２血管径を算出し、算出された第２血管径が算出された第１血管径に対して定められた範囲内になった場合に、長軸像が撮像されているＢモード画像上における血管内にドプラゲートを設定し、ドプラゲート内のドプラデータを取得し、ドプラデータに基づいて血流速度を算出し、検出された長軸方向の血管壁および短軸方向の血管壁のいずれか一方と、算出された血流速度とに基づいて血流量を計測することを特徴とする。

　本発明によれば、血管の短軸像が撮像されているＢモード画像を解析することにより短軸方向の血管壁を検出する第１血管壁検出部と、短軸方向の血管壁に基づいて第１血管径を算出する第１血管径算出部と、血管の長軸像が撮像されているＢモード画像を解析することにより長軸方向の血管壁を検出する第２血管壁検出部と、長軸方向の血管壁に基づいて第２血管径を算出する第２血管径算出部と、長軸像が撮像されているＢモード画像上における血管内にドプラゲートを設定するゲート設定部と、ドプラゲート内のドプラデータを取得するドプラ処理部と、ドプラデータに基づいて血流速度を算出する血流速度算出部と、長軸方向の血管壁および短軸方向の血管壁のいずれか一方と血流速度とに基づいて血流量を計測する血流量計測部とを備え、第２血管径算出部により算出された第２血管径が第１血管径算出部により算出された第１血管径に対して定められた範囲内になった場合に血流量を自動的に計測するため、血流量の計測精度を向上しながらも簡便に計測を行うことができる。

本発明の実施の形態１に係る超音波診断装置の構成を示すブロック図である。本発明の実施の形態１における受信回路の内部構成を示すブロック図である。本発明の実施の形態１におけるＢモード処理部の内部構成を示すブロック図である。血管の短軸像を表すＢモード画像の例を模式的に示す図である。血管の短軸像を横切る直線上の画像の輝度プロファイルの例を模式的に示す図である。血管の長軸像を表すＢモード画像の例を模式的に示す図である。血管の長軸像を横切る直線上の画像の輝度プロファイルの例を模式的に示す図である。推定されたＢモード画像上の血管の走行角度を模式的に示す図である。本発明の実施の形態１においてＢモードステア角度を設定する方法を模式的に示す図である。本発明の実施の形態１においてドプラステア角度を設定する方法を模式的に示す図である。超音波ビームと血流との間の角度および血流速度の推定誤差の関係を示すグラフである。本発明の実施の形態１において表示装置に表示されたＢモード画像と、Ｂモード画像上に設定されたドプラゲートを模式的に示す図である。本発明の実施の形態１におけるドプラ処理部の内部構成を示すブロック図である。本発明の実施の形態１に係る超音波診断装置の動作を示すフローチャートである。本発明の実施の形態１において表示装置に表示されたＢモード画像とドプラ波形画像を模式的に示す図である。本発明の実施の形態１における血流量自動計測の動作を示すフローチャートである。本発明の実施の形態１において表示装置に表示されたＢモード画像とドプラ波形画像と血流量の計測値を模式的に示す図である。血管の短軸像に対して配置された計測点マーカを模式的に示す図である。血管の長軸像に対して配置された計測点マーカを模式的に示す図である。本発明の実施の形態２に係る超音波診断装置の動作を示すフローチャートである。本発明の実施の形態２において血管径の時間変化を模式的に示すブロック図である。本発明の実施の形態３に係る超音波診断装置の構成を示すブロック図である。

　以下、この発明の実施の形態を添付図面に基づいて説明する。
　以下に記載する構成要件の説明は、本発明の代表的な実施態様に基づいてなされるが、本発明はそのような実施態様に限定されるものではない。
　なお、本明細書において、「～」を用いて表される数値範囲は、「～」の前後に記載される数値を下限値および上限値として含む範囲を意味する。
　また、本明細書において、「垂直」および「平行」とは、本発明が属する技術分野において許容される誤差の範囲を含むものとする。例えば、「垂直」および「平行」とは、厳密な垂直あるいは平行に対して±１０度未満の範囲内であることなどを意味し、厳密な垂直あるいは平行に対しての誤差は、５度以下であることが好ましく、３度以下であることがより好ましい。
　本明細書において、「同一」、「同じ」は、技術分野で一般的に許容される誤差範囲を含むものとする。また、本明細書において、「全部」、「いずれも」または「全面」などというとき、１００％である場合のほか、技術分野で一般的に許容される誤差範囲を含み、例えば９９％以上、９５％以上、または９０％以上である場合を含むものとする。

実施の形態１
　図１に、本発明の実施の形態１に係る超音波診断装置１の構成を示す。図１に示すように、超音波診断装置１は、振動子アレイ２を備えており、振動子アレイ２に、送信回路３および受信回路４がそれぞれ接続されている。ここで、送信回路３と受信回路４により、送受信回路５が構成されている。受信回路４には、Ｂモード（Brightness mode：輝度モード）処理部６およびドプラ処理部７が接続され、これらのＢモード処理部６およびドプラ処理部７に表示制御部８を介して表示装置９が接続されている。

　また、Ｂモード処理部６に第１血管壁検出部１０が接続されており、第１血管壁検出部１０に第１血管径算出部１１が接続されている。また、Ｂモード処理部６に、第２血管壁検出部１２が接続されており、第２血管壁検出部１２に、第２血管径算出部１３とゲート設定部１４が接続されている。ゲート設定部１４は、ドプラ処理部７に接続されている。また、ドプラ処理部７に、血流速度算出部１５が接続されている。また、第１血管径算出部１１、第２血管径算出部１３および血流速度算出部１５に、血流量計測部１６が接続されている。また、第１血管壁検出部１０、第１血管径算出部１１、第２血管壁検出部１２、第２血管径算出部１３、ゲート設定部１４および血流量計測部１６は、表示制御部８に接続されている。

　また、送受信回路５、Ｂモード処理部６、ドプラ処理部７、表示制御部８、第１血管壁検出部１０、第１血管径算出部１１、第２血管壁検出部１２、第２血管径算出部１３、ゲート設定部１４、血流速度算出部１５および血流量計測部１６に、装置制御部１７が接続されている。また、装置制御部１７に、入力装置１８と格納部１９が接続されている。装置制御部１７と格納部１９とは、互いに双方向の情報の受け渡しが可能に接続されている。
　また、振動子アレイ２は、超音波プローブ２１に含まれている。また、Ｂモード処理部６、ドプラ処理部７、表示制御部８、第１血管壁検出部１０、第１血管径算出部１１、第２血管壁検出部１２、第２血管径算出部１３、ゲート設定部１４、血流速度算出部１５および血流量計測部１６により、超音波診断装置１用のプロセッサ２２が構成されている。

　図１に示す超音波プローブ２１の振動子アレイ２は、１次元または２次元に配列された複数の振動子を有している。これらの振動子は、それぞれ送信回路３から供給される駆動信号に従って超音波を送信すると共に、被検体からの超音波エコーを受信して、超音波エコーに基づく信号を出力する。各振動子は、例えば、ＰＺＴ（Lead Zirconate Titanate：チタン酸ジルコン酸鉛）に代表される圧電セラミック、ＰＶＤＦ（Poly Vinylidene Di Fluoride：ポリフッ化ビニリデン）に代表される高分子圧電素子およびＰＭＮ－ＰＴ（Lead Magnesium Niobate-Lead Titanate：マグネシウムニオブ酸鉛－チタン酸鉛固溶体）に代表される圧電単結晶等からなる圧電体の両端に電極を形成することにより構成される。

　送信回路３は、例えば、複数のパルス発生器を含んでおり、装置制御部１７からの制御信号に応じて選択された送信遅延パターンに基づいて、振動子アレイ２の複数の振動子から送信される超音波が超音波ビームを形成するようにそれぞれの駆動信号を、遅延量を調節して複数の振動子に供給する。このように、振動子アレイ２の振動子の電極にパルス状または連続波状の電圧が印加されると、圧電体が伸縮し、それぞれの振動子からパルス状または連続波状の超音波が発生して、それらの超音波の合成波から、超音波ビームが形成される。

　送信された超音波ビームは、例えば、被検体の部位等の対象において反射され、超音波プローブ２１の振動子アレイ２に向かって伝搬する。このように振動子アレイ２に向かって伝搬する超音波は、振動子アレイ２を構成するそれぞれの振動子により受信される。この際に、振動子アレイ２を構成するそれぞれの振動子は、伝搬する超音波エコーを受信することにより伸縮して電気信号を発生させ、これらの電気信号を受信回路４に出力する。

　受信回路４は、装置制御部１７からの制御信号に従い、振動子アレイ２から出力される信号の処理を行って、いわゆるＲＦ（Radio Frequency：高周波）データである、受信データを生成する。図２に示すように、受信回路４は、増幅部２３、ＡＤ（Analog Digital：アナログデジタル）変換部２４およびビームフォーマ２５が直列に接続された構成を有している。

　増幅部２３は、振動子アレイ２を構成するそれぞれの振動子から入力された信号を増幅し、増幅した信号をＡＤ変換部２４に送信する。ＡＤ変換部２４は、増幅部２３から送信された信号をデジタルデータに変換し、これらのデータをビームフォーマ２５に送信する。ビームフォーマ２５は、装置制御部１７からの制御信号に応じて選択された受信遅延パターンに基づいて設定される音速または音速の分布に従い、ＡＤ変換部２４により変換された各データに対してそれぞれの遅延を与えて加算することにより、いわゆる受信フォーカス処理を行う。この受信フォーカス処理により、ＡＤ変換部２４により変換された各データが整相加算され且つ超音波エコーの焦点が絞り込まれた受信データが取得される。

　Ｂモード処理部６は、図３に示されるように、信号処理部２６、ＤＳＣ（Digital Scan Converter：デジタルスキャンコンバータ）２７および画像処理部２８が順次直列に接続された構成を有している。
　信号処理部２６は、受信回路４により生成された受信データに対し、超音波の反射位置の深さに応じて距離による減衰の補正を施した後、包絡線検波処理を施すことにより、被検体内の組織に関する断層画像情報であるＢモード画像信号を生成する。
　ＤＳＣ２７は、信号処理部２６で生成されたＢモード画像信号を通常のテレビジョン信号の走査方式に従う画像信号に変換（ラスター変換）する。
　画像処理部２８は、ＤＳＣ２７から入力されるＢモード画像信号に階調処理等の各種の必要な画像処理を施した後、Ｂモード画像信号を表示制御部８に出力する。以降は、画像処理部２８により画像処理が施されたＢモード画像信号を、単に、Ｂモード画像と呼ぶ。

　第１血管壁検出部１０は、Ｂモード処理部６により生成されたＢモード画像が被検体の血管の短軸像を含んでいる場合に、Ｂモード画像に撮像されている血管の短軸像を解析することにより、短軸方向の血管壁を検出する。ここで、血管の短軸像とは、血管の走行方向に対して直交する方向に沿った血管の横断面のことを指す。

　第１血管壁検出部１０は、短軸方向の血管壁を検出する際に、例えば、図４に示すように、Ｂモード画像ＵＢの深さ方向Ｄ１に直交する方位方向すなわち横方向Ｄ２における中央部に血管Ｂの探索領域Ｒ１を設定し、設定された探索領域Ｒ１において、Ｂモード画像ＵＢの深さ方向Ｄ１に沿って延びる仮想的な探索線ＳＬ１を横方向Ｄ２に走査しながら探索線ＳＬ１上の輝度を検出して、探索領域Ｒ１内の探索線ＳＬ１に沿った画像の輝度プロファイルを作成する。画像の輝度プロファイルとは、例えば、図５に示すように、Ｂモード画像ＵＢにおける深さと、探索線ＳＬ１上の画像の輝度との関係を表すものである。図５に示す例では、深さが横軸にプロットされ、輝度が縦軸にプロットされている。
　なお、図４には、探索線ＳＬ１の例として、血管Ｂの短軸像上であって血管Ｂの中心から比較的離れた箇所を通る点線の探索線ＳＬ１と、血管Ｂの中心付近を通る実線の探索線ＳＬ１が示されている。また、図５には、輝度プロファイルの例として、点線の探索線ＳＬ１に対応する点線のグラフＧ１と、実線の探索線ＳＬ１に対応する実線のグラフＧ２とが示されている。

　ここで、血管Ｂの短軸像を通る探索線ＳＬ１上の画像の輝度変化は、血管壁に対応する２つの点Ｘ１、Ｘ２において、探索線ＳＬ１上の他の点よりも大きくなる。そのため、例えば、図５の輝度プロファイルにおいて、輝度値が、一定の輝度しきい値Ｋ１よりも大きい極大値となる２つの深さＪ１、Ｊ２は、血管壁に対応する２つの点Ｘ１、Ｘ２に対応する。また、探索線ＳＬ１が、およそ円形の血管Ｂの短軸像上を横方向Ｄ２に走査される場合には、輝度プロファイルにおける深さＪ１と深さＪ２との差Ｌ１の値は、例えば、探索線ＳＬ１が血管Ｂの短軸像の横方向Ｄ２の一端から他端まで走査されるに従って、ゼロから血管Ｂの直径に対応する最大値まで増加した後、さらにゼロまで減少することとなる。このように、探索線ＳＬ１が、血管Ｂの短軸像上を横方向Ｄ２に走査されながら算出される差Ｌ１の値は、極大値を有するように変化する。

　そのため、第１血管壁検出部１０は、探索線ＳＬ１を横方向Ｄ２に走査しながら作成された輝度プロファイルに基づいて、Ｂモード画像ＵＢに血管の短軸像が含まれているか否かを判定することができる。例えば、第１血管壁検出部１０は、探索線ＳＬ１を横方向Ｄ２に走査しながら輝度プロファイルにおける深さＪ１と深さＪ２との間の差Ｌ１を算出し、算出された差Ｌ１の値が、極大値を有するように変化した場合に、Ｂモード画像ＵＢの探索領域Ｒ１内に血管Ｂの短軸像が存在していることを認識することができる。この場合に、第１血管壁検出部１０は、輝度プロファイルにおいて、輝度値が極大となる深さＪ１、Ｊ２に対応する点Ｘ１、Ｘ２の軌跡を、血管壁として検出する。また、第１血管壁検出部１０は、探索線ＳＬ１を横方向Ｄ２に走査しながら算出された差Ｌ１が最大値Ｌ１Ｍとなる深さＪ１Ｍ、Ｊ２Ｍに対応する点Ｘ１Ｍ、Ｘ２Ｍの位置の情報を検出して、第１血管径算出部１１に送出する。点Ｘ１Ｍ、Ｘ２Ｍは、血管Ｂの中心を通る探索線ＳＬ１と血管Ｂの短軸像の輪郭線との交点に相当する。

　第１血管径算出部１１は、第１血管壁検出部１０から受け取った血管壁上の点Ｘ１Ｍ、Ｘ２Ｍの位置の情報に基づいて、血管Ｂの直径に相当する第１血管径を算出する。第１血管径算出部１１は、例えば、図４に示すように、算出された第１血管径ＤＦを表示装置９に表示することができる。

　第２血管壁検出部１２は、第１血管径算出部１１により算出された第１血管径ＤＦに基づいて生成され且つ血管Ｂの長軸像が撮像されているＢモード画像ＵＢを解析することにより、長軸方向の血管壁を検出する。ここで、血管Ｂの長軸像とは、血管Ｂの走行方向に沿った血管Ｂの縦断面のことを指す。

　第２血管壁検出部１２は、長軸方向の血管壁を検出する際に、例えば、図６に示すように、Ｂモード画像ＵＢの横方向Ｄ２における中央部に探索領域Ｒ２を設定し、設定された探索領域Ｒ２において、深さ方向Ｄ１に沿って延びる仮想的な探索線ＳＬ２を横方向Ｄ２に走査しながら探索線ＳＬ２上の輝度を検出して、図７に示すような、探索線ＳＬ２に沿った画像の輝度プロファイルを作成する。
　なお、図６には、探索線ＳＬ２の例として、点線の探索線ＳＬ２と、探索線ＳＬ２とは異なる位置に配置された実線の探索線ＳＬ２が示されている。また、図７には、輝度プロファイルのグラフの例として、点線の探索線ＳＬ２に対応する点線のグラフＧ３と、実線の探索線ＳＬ２に対応する実線のグラフＧ４とが示されている。グラフＧ３とグラフＧ４は、互いに横軸に平行な方向にずれているが、輝度が極大となる２点間の深さの差は、互いにほぼ同一である。

　ここで、血管Ｂの長軸像を通る探索線ＳＬ２上の画像の輝度変化は、血管Ｂの短軸像を通る探索線ＳＬ１上の画像の輝度変化と同様に、血管壁に対応する２つの点Ｘ３、Ｘ４において探索線ＳＬ２上の他の点よりも大きくなる。そのため、例えば、図７の輝度プロファイルにおいて、輝度値が、一定の輝度しきい値Ｋ２よりも大きい極大値となる２つの深さＪ３、Ｊ４は、血管壁に対応する２つの点Ｘ３、Ｘ４に対応する。また、図６に示すように、探索線ＳＬ２が、概ね横方向Ｄ２に沿って延びる管状の血管Ｂの長軸像上を横方向Ｄ２に走査される場合には、輝度プロファイルにおける深さＪ３と深さＪ４との差Ｌ２は、探索線ＳＬ２が横方向Ｄ２に走査されても理想的にはほとんど変動せず、もし変動したとしてもその変動幅はわずかである。

　そのため、第２血管壁検出部１２は、探索線ＳＬ２を横方向Ｄ２に走査しながら作成された輝度プロファイルに基づいて、Ｂモード画像ＵＢに血管Ｂの長軸像が含まれているか否かを判定することができる。例えば、第２血管壁検出部１２は、探索線ＳＬ２を横方向Ｄ２に走査しながら輝度プロファイルにおける深さＪ３と深さＪ４との差Ｌ２を算出し、算出された差Ｌ２の値がほぼ一定である場合に、Ｂモード画像ＵＢの探索領域Ｒ２内に血管Ｂの長軸像が存在すると判定することができる。ここで、差Ｌ２の値がほぼ一定とは、例えば、差Ｌ２の最大値と最小値との差が一定値以下となることをいう。

　また、第２血管壁検出部１２は、このようにして検出された、輝度値が極大値となる深さＪ３、Ｊ４のうち、比較的浅い深さＪ３の位置を血管前壁Ｗ１の位置として検出し、比較的深い深さＪ４の位置を血管後壁Ｗ２の位置として検出する。また、第２血管壁検出部１２は、検出された血管前壁Ｗ１と血管後壁Ｗ２の位置の情報を、第２血管径算出部１３に送出する。

　第２血管径算出部１３は、第２血管壁検出部１２により検出された血管前壁Ｗ１と血管後壁Ｗ２の位置の情報に基づいて、血管Ｂの第２血管径を算出する。例えば、第２血管径算出部１３は、血管前壁Ｗ１と血管後壁Ｗ２との間の深さ方向Ｄ１における距離のうち、最大となる距離を第２血管径として算出する。第２血管壁検出部１２は、図６に示されるように、算出された第２血管径ＤＳを表示装置９に表示する。

　また、第２血管径算出部１３は、算出された第２血管径ＤＳと、第１血管径算出部１１により算出された第１血管径ＤＦとを比較して、第２血管径ＤＳが第１血管径ＤＦを含む定められた範囲内の値を有するか否かを判定する。第２血管径算出部１３は、第２血管径ＤＳが定められた範囲内の値を有していると判定した場合に、血管Ｂの中心を通る縦断面を表す血管Ｂの長軸像を含むＢモード画像ＵＢが得られたと判断して、定められた範囲内の第２血管径ＤＳの値を血流量計測部１６に送出する。

　また、第２血管壁検出部１２は、Ｂモード画像ＵＢにおける血管走行角度を推定する。第２血管壁検出部１２は、例えば、検出された血管前壁Ｗ１上の複数の位置を通る直線および検出された血管後壁Ｗ２上の複数の位置を通る直線を推定し、推定された２本の直線の傾きを平均することにより、血管Ｂの傾きを推定することができる。図６に示す例では、血管Ｂの勾配を表す仮想的な血管勾配線ＢＬが得られている。また、第２血管壁検出部１２は、検出された血管前壁Ｗ１上の複数の位置を通る直線もしくは検出された血管後壁Ｗ２上の複数の位置を通る直線のいずれかに基づいて、血管Ｂの傾きを推定してもよい。

　また、第２血管壁検出部１２は、例えば、図８に示すように、得られた血管勾配線ＢＬと、Ｂモード画像ＵＢの深さ方向Ｄ１に沿った仮想的な直線ＡＬとの間の角度を、血管走行角度ＢＡとして推定することができる。
　また、第２血管壁検出部１２は、推定された血管走行角度ＢＡを用いて、Ｂモードステア角度を設定する。例えば、図９に示すように、Ｂモードステア角度として、角度Ａ１等が設定される。Ｂモードステア角度は、Ｂモード処理部６によりＢモード画像ＵＢが生成される際の走査線と、Ｂモード画像ＵＢにおける深さ方向Ｄ１に沿った直線ＡＬとの間の角度として定義される。ここで、第２血管壁検出部１２は、血管前壁Ｗ１と血管後壁Ｗ２が明瞭に写るＢモード画像ＵＢを得るために、Ｂモード画像ＵＢが生成される際の走査線と血管勾配線ＢＬとの間の角度が９０度に近づくようにＢモードステア角度を設定する。

　例えば、第２血管壁検出部１２は、血管走行角度ＢＡと、定められた角度Ａ１と、角度Ａ１よりも大きい、定められた角度Ａ２を用いて、９０－ＢＡ＜Ａ１／２の関係が満たされる場合に、Ｂモードステア角度を０度に設定し、Ａ１／２≦９０－ＢＡ＜Ａ２／２の関係が満たされる場合に、図９に示すようにＢモードステア角度を角度Ａ１に設定し、Ａ２／２≦９０－ＢＡの関係が満たされる場合に、Ｂモードステア角度を角度Ａ２に設定することができる。ここで、例えば、角度Ａ１は７．５度に、角度Ａ２は１５度に、予め設定されることができる。

　また、第２血管壁検出部１２は、推定された血管走行角度ＢＡを用いて、ドプラステア角度を設定する。例えば、図１０に示すように、ドプラステア角度として、角度Ｂ１または角度Ｂ２等が設定される。ここで、ドプラステア角度とは、ドプラデータが取得される際の走査線の傾き角度のことを指す。

　ここで、ドプラデータを取得するために血管Ｂ内に向けて送信される超音波ビームと血管Ｂ内の血流との間の角度Ｈと、取得されたドプラデータに基づいて算出される血流速度の推定誤差Ｅとの間には、図１１に示されるような関係があることが知られている。この関係によれば、血流に対する超音波ビームの角度Ｈが大きくなるほど、血流速度の推定誤差Ｅが指数関数的に大きくなることがわかる。また、血管走行角度に対する角度補正の誤差が大きいほど、血流速度の推定誤差Ｅが大きくなることがわかる。

　また、超音波ビームと血流との間の角度Ｈと血流速度の推定誤差Ｅについて、例えば、超音波ビームと血流との間の角度Ｈが６０度以内に保たれていれば、血管走行角度に対する角度補正に３度の誤りがあったとしても、血流速度の推定誤差Ｅが１０％以内に収まり、血流速度が精度良く求められることが知られている。そこで、第２血管壁検出部１２は、血流速度が精度良く算出されるために、血管走行角度ＢＡに対する角度補正値すなわち走査線と血管勾配線ＢＬとの間の角度が６０度以内となるようにドプラステア角度を設定する。

　例えば、第２血管壁検出部１２は、血管走行角度ＢＡと、図１０に示すような、定められた角度Ｂ１と、角度Ｂ１よりも大きい角度Ｂ２を用いて、ＢＡ＜６０の関係が満たされる場合に、ドプラステア角度を０度に設定し、６０≦ＢＡ＜６０＋Ｂ１の関係が満たされる場合に、ドプラステア角度を角度Ｂ１に設定し、６０＋Ｂ１≦ＢＡの関係が満たされる場合に、ドプラステア角度を角度Ｂ２に設定することができる。ここで、例えば、角度Ｂ１は１５度に、角度Ｂ２は３０度に、予め設定されることができる。

　ゲート設定部１４は、図１２に示すように、Ｂモード画像ＵＢ上における血管領域ＢＲ内に、第２血管壁検出部１２により検出された血管前壁Ｗ１の座標および血管後壁Ｗ２の座標に基づいて決定された中心位置およびサイズを有するドプラゲートＤＧを設定する。この際に、ゲート設定部１４は、例えば、第２血管壁検出部１２により血管前壁Ｗ１の位置と血管後壁Ｗ２の位置として検出された２つの点Ｘ３、Ｘ４の位置の中点ＣをドプラゲートＤＧの中心位置として設定し、中点Ｃを通り且つ深さ方向Ｄ１に対して設定されたドプラステア角度だけ傾斜した仮想的な直線ＪＬ上にドプラゲートＤＧを設定することができる。

　なお、直線ＪＬは、走査線に相当する。また、ゲート設定部１４は、第２血管壁検出部１２により算出された第２血管径ＤＳに定められた値を乗じることにより算出された長さを、ドプラゲートＤＧのゲート幅ＬＧとして設定することができる。ここで、第２血管径ＤＳに乗じられる定められた値とは、０．７５等の０よりも大きく１．００以下の数であり、例えば、入力装置１８を介したユーザの入力操作により決定される。
　また、ゲート設定部１４は、図１２に示すように、設定されたドプラゲートＤＧを、Ｂモード画像ＵＢに重畳して表示装置９に表示する。

　ドプラ処理部７は、ゲート設定部１４により血管領域ＢＲに設定されるドプラゲートＤＧ内のドプラデータを取得し、取得されたドプラデータに基づいてドプラ波形画像を生成するものである。ドプラ処理部７は、図１３に示すように、直交検波部２９とハイパスフィルタ３０と高速フーリエ変換部（Fast Fourier Transformer）３１とドプラ波形画像生成部３２が順次直列に接続されると共に直交検波部２９の出力端にデータメモリ３３が接続された構成を有している。

　直交検波部２９は、受信回路４で生成された受信データに参照周波数のキャリア信号を混合することで、受信データを直交検波して複素データに変換する。
　ハイパスフィルタ３０は、いわゆるウォールフィルタ（Wall Filter）として機能するもので、直交検波部２９で生成された複素データから被検体の体内組織の運動に由来する周波数成分を除去する。

　高速フーリエ変換部３１は、複数のサンプル点の複素データをフーリエ変換することにより周波数解析して血流速度を求め、スペクトル信号を生成する。
　ドプラ波形画像生成部３２は、高速フーリエ変換部３１で生成されたスペクトル信号を時間軸上に揃えつつ各周波数成分の大きさを輝度で表すことによりドプラ波形画像信号を生成する。以降は、ドプラ波形画像生成部３２により生成されたドプラ波形画像信号を、単に、ドプラ波形画像と呼ぶ。
　また、データメモリ３３は、直交検波部２９で受信データから変換された複素データを保存する。

　血流速度算出部１５は、ドプラ処理部７により取得されたドプラデータに基づいて、いわゆるパルスドプラ法により、血流速度を算出する。なお、血流速度算出部１５は、各心拍期間における平均血流速度を算出することもできる。
　血流量計測部１６は、血管が円形の断面積を有するものとして、第２血管径算出部１３により算出された、血管Ｂの直径に対応する第２血管径ＤＳに基づいて、血管Ｂの断面積を算出する。また、血流量計測部１６は、算出された血管Ｂの断面積と、血流速度算出部１５により算出された血流速度とに基づいて、血管Ｂ内を流れる血液の単位時間当たりの体積を表す血流量を計測する。

　装置制御部１７は、格納部１９等に予め記憶されているプログラムおよび入力装置１８を介したユーザによる入力操作に基づいて、超音波診断装置１の各部の制御を行う。
　表示制御部８は、装置制御部１７の制御の下、Ｂモード処理部６により生成されたＢモード画像ＵＢ、ドプラ処理部７により生成されたドプラ波形画像等に所定の処理を施して、Ｂモード画像ＵＢ、ドプラ波形画像等を表示装置９に表示する。

　表示装置９は、表示制御部８による制御の下、Ｂモード画像ＵＢ、ドプラ波形画像等を表示するものであり、例えば、ＬＣＤ（Liquid Crystal Display：液晶ディスプレイ）、有機ＥＬディスプレイ（Organic Electroluminescence Display）等のディスプレイ装置を含む。
　入力装置１８は、ユーザが入力操作を行うためのものであり、キーボード、マウス、トラックボール、タッチパッドおよびタッチパネル等を備えて構成することができる。

　格納部１９は、超音波診断装置１の動作プログラム等を格納するもので、フラッシュメモリ、ＨＤＤ（Hard Disc Drive：ハードディスクドライブ）、ＳＳＤ（Solid State Drive：ソリッドステートドライブ）、ＦＤ（Flexible Disc：フレキシブルディスク）、ＭＯディスク（Magneto-Optical disc：光磁気ディスク）、ＭＴ（Magnetic Tape：磁気テープ）、ＲＡＭ（Random Access Memory：ランダムアクセスメモリ）、ＣＤ（Compact Disc：コンパクトディスク）、ＤＶＤ（Digital Versatile Disc：デジタルバーサタイルディスク）、ＳＤカード（Secure Digital card：セキュアデジタルカード）、ＵＳＢメモリ（Universal Serial Bus memory：ユニバーサルシリアルバスメモリ）等の記録メディア、またはサーバ等を用いることができる。

　なお、Ｂモード処理部６、ドプラ処理部７、表示制御部８、第１血管壁検出部１０、第１血管径算出部１１、第２血管壁検出部１２、第２血管径算出部１３、ゲート設定部１４、血流速度算出部１５、血流量計測部１６および装置制御部１７を有するプロセッサ２２は、ＣＰＵ（Central Processing Unit：中央処理装置）、および、ＣＰＵに各種の処理を行わせるための制御プログラムから構成されるが、ＦＰＧＡ（Field Programmable Gate Array：フィードプログラマブルゲートアレイ）、ＤＳＰ（Digital Signal Processor：デジタルシグナルプロセッサ）、ＡＳＩＣ（Application Specific Integrated Circuit：アプリケーションスペシフィックインテグレイテッドサーキット）、ＧＰＵ（Graphics Processing Unit：グラフィックスプロセッシングユニット）、その他のＩＣ（Integrated Circuit：集積回路）を用いて構成されてもよく、もしくはそれらを組み合わせて構成されてもよい。

　また、プロセッサ２２のＢモード処理部６、ドプラ処理部７、表示制御部８、第１血管壁検出部１０、第１血管径算出部１１、第２血管壁検出部１２、第２血管径算出部１３、ゲート設定部１４、血流速度算出部１５、血流量計測部１６および装置制御部１７は、部分的にあるいは全体的に１つのＣＰＵ等に統合させて構成することもできる。

　以下では、図１４に示すフローチャートを用いて、実施の形態１における超音波診断装置１の動作を詳細に説明する。
　まず、ステップＳ１において、ユーザにより、被検体の血管Ｂの短軸像が撮像されるように、超音波プローブ２１が被検体の体表面に接触させられた状態で、Ｂモード画像ＵＢが生成され、生成されたＢモード画像ＵＢが、表示装置９に表示される。Ｂモード画像ＵＢが生成される際に、送信回路３からの駆動信号に従って振動子アレイ２の複数の振動子から超音波ビームが送信され、被検体からの超音波エコーを受信した各振動子から受信信号が受信回路４に出力され、増幅部２３で増幅され、ＡＤ変換部２４でＡＤ変換された後、ビームフォーマ２５で整相加算されて、受信データが生成される。この受信データは、Ｂモード処理部６において、信号処理部２６で包絡線検波処理が施されることでＢモード画像信号となり、ＤＳＣ２７および画像処理部２８を経て表示制御部８に出力され、表示制御部８の制御の下でＢモード画像ＵＢが表示装置９に表示される。

　ステップＳ２において、第１血管壁検出部１０は、ステップＳ１で生成されたＢモード画像ＵＢに探索領域Ｒ１を設定し、設定された探索領域Ｒ１内に血管Ｂの短軸像が存在しているか否かを判定する。この際に、第１血管壁検出部１０は、例えば、図４に示すように、探索領域Ｒ１において深さ方向Ｄ１に沿って延びる仮想的な探索線ＳＬ１を横方向Ｄ２に走査しながら探索線ＳＬ１上の画像の輝度を検出して、図５に示すような輝度プロファイルを作成する。

　第１血管壁検出部１０は、探索線ＳＬ１を横方向Ｄ２に走査しながら作成された輝度プロファイルにおいて、輝度値が、一定の輝度しきい値Ｋ１よりも大きい極大値となる２つの深さＪ１と深さＪ２との差Ｌ１を算出する。第１血管壁検出部１０は、例えば、探索線ＳＬ１を探索領域Ｒ１の横方向Ｄ２の一端から他端まで走査しながら算出した差Ｌ１の値が極大値を有するように変化した場合に、探索領域Ｒ１内に血管Ｂの短軸像が存在していると判定する。また、第１血管壁検出部１０は、差Ｌ１の値が極大値を有するように変化しないでほぼ一定の場合に、探索領域Ｒ１内に血管Ｂの短軸像が存在していないと判定する。

　ステップＳ２において、探索領域Ｒ１内に血管Ｂの短軸像が存在していないと判定された場合には、ステップＳ１に戻り、ユーザにより、超音波プローブ２１の位置および向きの調整がなされながら、Ｂモード画像ＵＢが生成される。
　ステップＳ２において、探索領域Ｒ１内に血管Ｂの短軸像が存在していると判定された場合には、第１血管壁検出部１０は、輝度プロファイルにおいて、輝度値が極大となる深さＪ１、Ｊ２に対応する点Ｘ１、Ｘ２の軌跡を、血管壁として検出する。また、第１血管壁検出部１０は、探索線ＳＬ１を横方向Ｄ２に走査しながら算出された差Ｌ１が最大値Ｌ１Ｍとなる深さＪ１Ｍ、Ｊ２Ｍに対応する点Ｘ１Ｍ、Ｘ２Ｍの位置の情報を、第１血管径算出部１１に送出する。

　ステップＳ３において、第１血管径算出部１１は、ステップＳ２で検出された、差Ｌ１が最大となる深さＪ１Ｍ、Ｊ２Ｍに対応する血管壁上の点Ｘ１Ｍ、Ｘ２Ｍ間の距離を計測することにより、血管Ｂの直径に相当する第１血管径ＤＦを算出する。第１血管径算出部１１は、図４に示すように、算出された第１血管径ＤＦを表示装置９に表示する。
　続くステップＳ４において、血管Ｂの長軸像を撮像するために、ユーザにより、超音波プローブ２１の向きが変更され、Ｂモード画像ＵＢが生成される。

　ステップＳ５において、第２血管壁検出部１２は、ステップＳ４で生成されたＢモード画像ＵＢ内に血管Ｂの長軸像が存在しているか否かを判定する。この際に、第２血管壁検出部１２は、例えば、図６に示すように、Ｂモード画像ＵＢ上の探索領域Ｒ２を設定し、設定された探索領域Ｒ２において、深さ方向Ｄ１に沿って延びる仮想的な探索線ＳＬ２を横方向Ｄ２に走査しながら探索線ＳＬ２上の輝度を検出する。これにより、第２血管壁検出部１２は、図７に示すような輝度プロファイルを作成する。

　第２血管壁検出部１２は、探索線ＳＬ２を横方向Ｄ２に走査しながら作成された輝度プロファイルにおいて、輝度値が、一定の輝度しきい値Ｋ２よりも大きい極大値となる２つの深さＪ３と深さＪ４との差Ｌ２を算出し、算出された差Ｌ２の値がほぼ一定である場合に、Ｂモード画像ＵＢの探索領域Ｒ２内に血管Ｂの長軸像が存在すると判定し、差Ｌ２の値がほぼ一定の値を有しない場合に、探索領域Ｒ２内に血管Ｂの長軸像が存在していないと判定する。

　ステップＳ５において、Ｂモード画像ＵＢ内に血管Ｂの長軸像が存在していないと判定された場合には、ステップＳ４に戻り、ユーザにより、超音波プローブ２１の位置および向きの調整がなされ、Ｂモード画像ＵＢが新たに生成される。
　ステップＳ５において、Ｂモード画像ＵＢ内に血管Ｂの長軸像が存在していると判定された場合には、第２血管壁検出部１２は、認識された血管Ｂの長軸像において輝度値が極大値となる深さＪ３、Ｊ４の位置を、それぞれ、血管前壁Ｗ１の位置および血管後壁Ｗ２の位置として検出する。

　ステップＳ６において、第２血管径算出部１３は、ステップＳ５で検出された血管Ｂの長軸像に基づいて、血管Ｂの直径に相当する第２血管径ＤＳを算出する。例えば、第２血管径算出部１３は、血管前壁Ｗ１と血管後壁Ｗ２との間の深さ方向Ｄ１における距離のうち、最大となる距離を第２血管径ＤＳとして算出する。第２血管径算出部１３は、図６に示すように、算出された第２血管径ＤＳを表示装置９に表示する。

　ステップＳ７において、第２血管径算出部１３は、算出された第２血管径ＤＳと、ステップＳ３で算出された第１血管径ＤＦとを比較して、第２血管径ＤＳが第１血管径ＤＦを含む定められた範囲内の値を有するか否かを判定する。定められた範囲は、例えば、第１血管径ＤＦよりも一定値だけ低い下限値と、第１血管径ＤＦよりも一定値だけ高い上限値を有する範囲として設定される。

　ステップＳ７で第２血管径ＤＳが定められた範囲外にあると判定された場合には、ステップＳ４に戻り、ステップＳ４～ステップＳ７の処理が再び行われる。この際に、ユーザは、表示装置９に表示された第２血管径ＤＳの値を確認しながら、第２血管径ＤＳの値を第１血管径ＤＦの値に近づけるように、超音波プローブ２１の位置を調整する。
　ステップＳ７で第２血管径ＤＳが定められた範囲内にあると判定された場合には、第１血管径ＤＦを有する血管Ｂの長軸像すなわち血管Ｂの中心を通る縦断面を表す血管Ｂの長軸像を含むＢモード画像ＵＢが得られたと判断され、ステップＳ８に進む。

　ステップＳ８において、第２血管壁検出部１２は、ステップＳ７で得られた、定められた範囲内の第２血管径ＤＳを有する血管Ｂの長軸像を含むＢモード画像ＵＢを用いて、血管Ｂの勾配を推定し、推定された血管Ｂの勾配から血管走行角度ＢＡを推定する。第２血管壁検出部１２は、例えば、ステップＳ５において検出された血管前壁Ｗ１上の複数の位置を通る直線および血管後壁Ｗ２上の複数の位置を通る直線を推定し、推定された２本の直線の傾きを平均することにより、血管Ｂの勾配を推定し、図８に示すように、血管Ｂの勾配を表す仮想的な血管勾配線ＢＬを得ることができる。第２血管壁検出部１２は、得られた血管勾配線ＢＬと、Ｂモード画像ＵＢの深さ方向Ｄ１に沿った仮想的な直線ＡＬとの間の角度を、血管走行角度ＢＡとして推定することができる。

　続くステップＳ９において、第２血管壁検出部１２は、ステップＳ８で推定された血管走行角度ＢＡを用いて、Ｂモード処理部６によりＢモード画像ＵＢが生成される際の走査線の傾き角度を表すＢモードステア角度を設定する。この際に、例えば、第２血管壁検出部１２は、血管走行角度ＢＡと、図９に示す定められた角度Ａ１と、角度Ａ１よりも大きい、定められた角度Ａ２を用いて、９０－ＢＡ＜Ａ１／２の関係が満たされる場合に、Ｂモードステア角度を０度に設定し、Ａ１／２≦９０－ＢＡ＜Ａ２／２の関係が満たされる場合に、Ｂモードステア角度を角度Ａ１に設定し、Ａ２／２≦９０－ＢＡの関係が満たされる場合に、Ｂモードステア角度を角度Ａ２に設定することができる。ここで、例えば、角度Ａ１は７．５度に、角度Ａ２は１５度に、予め設定されることができる。

　ステップＳ１０において、第２血管壁検出部１２は、ステップＳ８で推定された血管走行角度ＢＡを用いて、ドプラ処理部７によりドプラデータが取得される際の走査線の傾き角度を表すドプラステア角度を設定する。この際に、例えば、第２血管壁検出部１２は、血管走行角度ＢＡと、図１０に示すような、定められた角度Ｂ１と、角度Ｂ１よりも大きい角度Ｂ２を用いて、ＢＡ＜６０の関係が満たされる場合に、ドプラステア角度を０度に設定し、６０≦ＢＡ＜６０＋Ｂ１の関係が満たされる場合に、ドプラステア角度を角度Ｂ１に設定し、６０＋Ｂ１≦ＢＡの関係が満たされる場合に、ドプラステア角度を角度Ｂ２に設定することができる。ここで、例えば、角度Ｂ１は１５度に、角度Ｂ２は３０度に、予め設定されることができる。

　ステップＳ１１において、ゲート設定部１４は、図１２に示すように、ステップＳ８で血管走行角度ＢＡの推定に用いられたＢモード画像ＵＢ上における血管領域ＢＲ内に、ステップＳ５で検出された血管前壁Ｗ１の座標および血管後壁Ｗ２の座標に基づいて決定された中心位置およびサイズを有するドプラゲートＤＧを設定する。この際に、ゲート設定部１４は、例えば、ステップＳ５で血管前壁Ｗ１の位置と血管後壁Ｗ２の位置として検出された２つの点Ｘ３、Ｘ４の位置の中点ＣをドプラゲートＤＧの中心位置として設定し、ステップＳ６で測定された第２血管径ＤＳに定められた値を乗じることにより算出された長さをドプラゲートＤＧのゲート幅ＬＧとして設定することができる。ここで、第２血管径ＤＳに乗じられる定められた値とは、０．７５等の０よりも大きく１．００以下の数であり、例えば、入力装置１８を介したユーザの入力操作により決定され得る。
　また、ゲート設定部１４は、図１２に示すように、設定されたドプラゲートＤＧを、Ｂモード画像ＵＢに重畳して表示装置９に表示する。

　ステップＳ１２において、ドプラ処理部７は、ドプラ波形画像の連続的な生成を開始し、生成されたドプラ波形画像を表示装置９に表示する。この際に、ドプラ処理部７は、図１２に示すようにステップＳ１０で設定されたドプラゲートＤＧ内のドプラデータを取得し、取得されたドプラデータに基づいて、ドプラ波形画像を連続的に生成し、生成されたドプラ波形画像を表示装置９に表示する。また、Ｂモード処理部６も、Ｂモード画像ＵＢの連続的な生成を開始し、生成されたＢモード画像ＵＢを表示装置９に表示する。これにより、Ｂモード画像ＵＢとドプラ波形画像の双方が連続的に生成され、図１７に示すように、Ｂモード画像ＵＢとドプラ波形画像ＵＤが表示装置９に表示される。

　ステップＳ１３において、ドプラ処理部７により精度良くドプラデータが取得されるように、ステップＳ１１で生成されたドプラ波形画像ＵＤにおけるドプラ波形ＷＤの調整が実施される。一般的に、ドプラ波形ＷＤは、図１５に示すように、心拍に従って周期的に変化するため、例えば、心拍周期の開始位置と終了位置が検出された時点からドプラ波形ＷＤの調整が実施される。また、ドプラ波形ＷＤの調整としては、ドプラ波形ＷＤのグラフの横軸すなわちベースラインの位置の調整およびドプラ波形ＷＤの縦軸のスケールの調整が含まれる。ドプラ波形ＷＤの調整においては、表示装置９におけるドプラ波形ＷＤの表示が調整されるだけではなく、装置制御部１７により送信回路３を制御して、超音波プローブ２１の振動子アレイ２から被検体内に送信される超音波パルスの繰り返し周波数も調整される。このようにして、例えば、ドプラ波形ＷＤの最大値および最小値が縦軸のスケールの７０％以内に収まるように、ドプラ波形ＷＤが調整される。

　ところで、一般的に、血管内の血流速度は、心臓の収縮期に増加し、心臓の拡張期に減少するため、図１５に示すように、収縮期Ｐ１においてドプラ波形ＷＤの変化量が大きく、拡張期Ｐ２においてドプラ波形ＷＤの変化量が小さい。そこで、ステップＳ１４では、ドプラ波形ＷＤの周期情報が取得され、取得された周期情報に基づいて、現在時点が被検体の心臓の拡張期Ｐ２であるか否かが判定される。現在時点が被検体の心臓の拡張期Ｐ２ではないと判定された場合には、再度、ステップＳ１３の処理が実施される。現在時点が被検体の心臓の拡張期Ｐ２であると判定された場合には、ステップＳ１５に進む。

　ステップＳ１５において、表示装置９に表示されているＢモード画像ＵＢとドプラ波形画像ＵＤの双方がフリーズ表示される。ここで、Ｂモード画像ＵＢとドプラ波形画像ＵＤをフリーズ表示するとは、Ｂモード処理部６により連続的に生成されたＢモード画像ＵＢとドプラ処理部７により連続的に生成されたドプラ波形画像ＵＤが表示装置９に表示されている状態において、Ｂモード画像ＵＢおよびドプラ波形画像ＵＤの表示を一時停止させ、静止した１枚のＢモード画像ＵＢと静止した１枚のドプラ波形画像ＵＤを表示装置９に表示することをいう。
　このようにして、ドプラ波形ＷＤの変化量が小さい拡張期Ｐ２におけるドプラデータを血流量の計測に使用することができる。

　続くステップＳ１６において、血管領域ＢＲ内の血流量が自動計測される。このステップＳ１６については、図１６に示すフローチャートを用いて説明する。ステップＳ１６は、ステップＳ１８～ステップＳ２０により構成される。
　まず、ステップＳ１８において、血流量計測部１６は、血管Ｂが円形の断面を有するものとして、ステップＳ７で定められた範囲内にあると判定された第２血管径ＤＳに基づいて血管Ｂの断面積を算出する。

　次に、ステップＳ１９において、血流速度算出部１５は、ステップＳ１５でＢモード画像ＵＢとドプラ波形画像ＵＤがフリーズ表示されたときにドプラ処理部７により取得されたドプラデータに基づいて、血流速度を算出する。この際に、血流速度算出部１５は、心拍期間における平均血流速度を算出することもできる。
　続くステップＳ２０において、血流量計測部１６は、ステップＳ１８で算出された血管Ｂの断面積とステップＳ１９で算出された血流速度とに基づいて、血管Ｂ内を流れる血液の単位時間当たりの体積を表す血流量を算出する。
　このようにして、ステップＳ１６の血流量の自動計測が完了する。

　ステップＳ１７において、ステップＳ１６で得られた血流量の計測結果が表示装置９に表示される。例えば、図１７に示すように、血流量の計測値ＭＶが、Ｂモード画像ＵＢ、ドプラ波形画像ＵＤと共に表示装置９に表示される。
　このようにして、血流量の計測値ＭＶが表示装置９に表示されると、超音波診断装置１の動作が終了する。

　以上から、本発明の実施の形態１に係る超音波診断装置１によれば、血管Ｂの短軸像を表すＢモード画像ＵＢに基づいて第１血管径ＤＦが算出され、第１血管径ＤＦに基づいて、血管Ｂの中心を通る長軸像を表すＢモード画像ＵＢが精度良く取得され、取得された血管Ｂの長軸像を表すＢモード画像ＵＢを用いて血流量が計測されるため、ユーザが被検体の体表面上で超音波プローブ２１の位置を調整することに起因する血流量の計測精度のゆらぎを低減し、計測精度を向上することができる。

　また、血管Ｂの中心を通る長軸像を表すＢモード画像ＵＢが取得されることにより、血流量の計測が自動的に行われ、血流量の計測結果が表示装置９に表示されるため、血流量の計測を簡便に行うことができる。
　特に、図示しないが、例えば、表示装置９が携帯可能な小型のディスプレイにより構成され、ユーザが一方の手に表示装置９を持ち、他方の手に超音波プローブ２１を持っている場合等、ユーザの両手が塞がっている場合でも、本発明の実施の形態１に係る超音波診断装置１によれば、ユーザが入力装置１８等を介した操作を行う必要が無いため、血流量の計測を簡便に行うことができる。

　なお、ステップＳ２において、第１血管壁検出部１０は、Ｂモード画像ＵＢ上に探索領域Ｒ１を設定し、設定された探索領域Ｒ１内で血管Ｂの短軸像を探索しているが、Ｂモード画像ＵＢの全体にわたって血管Ｂの短軸像を探索することもできる。しかしながら、血管Ｂの探索の処理に要する計算量を低減して、血管Ｂの短軸像を素早く認識するという点を考慮すると、探索領域Ｒ１内で血管Ｂの短軸像を探索することが好ましい。
　これと同様にして、ステップＳ５においても、Ｂモード画像ＵＢの全体にわたって血管Ｂの長軸像が探索され得るが、血管Ｂの長軸像を素早く認識するという点から、探索領域Ｒ２内で血管Ｂの長軸像が探索されることが好ましい。

　また、血管Ｂの短軸像を撮像している場合には、被検体の体表に接触している超音波プローブ２１の細かな傾きの変化および位置の変化等に起因して、連続して生成された複数フレームのＢモード画像ＵＢ上において、血管Ｂの短軸像の横方向Ｄ２の位置が変化しやすい。そのため、第１血管壁検出部１０は、例えば、連続するフレームのＢモード画像ＵＢ間における血管Ｂの短軸像の移動を検出することにより、血管Ｂの短軸像を追跡して認識する。血管Ｂの短軸像の移動の検出には、例えば、Ｂモード画像ＵＢの全体にわたって探索線ＳＬ１を走査して、得られた輝度プロファイルを、検出済みの血管Ｂの短軸像に対する輝度プロファイルと比較する方法の他、いわゆるパターンマッチング等の一般的な画像解析の方法を用いることができる。
　このようにして、血管Ｂの短軸像を追跡することにより、連続するフレーム間で血管Ｂの短軸像が移動してしまったとしても、血管Ｂの短軸像の第１血管径ＤＦを容易に算出することができる。

　また、例えば、ステップＳ２において、血管Ｂの短軸像が認識された場合に、図１８に示すように、表示装置９において、血管Ｂの中心を通る探索線ＳＬ１と血管Ｂの輪郭線との２つの交点の位置、すなわち、ステップＳ２で計測される深さＪ１、Ｊ２間の深さ方向Ｄ１における差Ｌ１が最大となる深さＪ１、Ｊ２の位置に、計測点マーカＭ１、Ｍ２が表示されてもよい。このようにして、計測点マーカＭ１、Ｍ２が表示されることにより、ステップＳ２で血管Ｂの短軸像が認識されたこと、および、血管径の計測位置をユーザに把握させることができる。

　また、これと同様にして、ステップＳ５において、血管Ｂの長軸像が認識された場合に、図１９に示すように、表示装置９において、探索線ＳＬ２と血管前壁Ｗ１との交点の位置および探索線ＳＬ２と血管後壁Ｗ２との交点の位置に、計測点マーカＭ３、Ｍ４が表示されることができる。

　また、血管Ｂの短軸像が認識された場合に、計測点マーカＭ１、Ｍ２を表示させる代わりに、認識された血管Ｂの短軸像の輪郭線の色、太さ等の表示態様を変更してもよい。同様にして、血管Ｂの長軸像が認識された場合に、計測点マーカＭ３、Ｍ４を表示させる代わりに、認識された血管Ｂの長軸像の輪郭線の色、太さ等の表示態様を変更することもできる。

　また、ステップＳ２およびステップＳ５において、血管Ｂの短軸像と長軸像を認識するために、探索線ＳＬ１、ＳＬ２に沿った画像の輝度プロファイルを使用しているが、血管Ｂの短軸像および長軸像の認識方法は、これに限定されない。例えば、血管Ｂの短軸像および長軸像の典型的なパターンデータをテンプレートとして予め記憶し、Ｂモード画像ＵＢ内をテンプレートでサーチしながらパターンデータに対する類似度を算出し、類似度がしきい値以上かつ最大となった場所に血管Ｂの短軸像または長軸像が存在するとみなす、いわゆるテンプレートマッチングの方法が用いられてもよい。

　また、類似度の算出には、単純なテンプレートマッチングの他に、例えば、Csurka et al.: Visual Categorization with Bags of Keypoints, Proc. of ECCV Workshop on Statistical Learning in Computer Vision, pp.59-74 （2004）に記載されている機械学習手法、あるいは、Krizhevsk et al.: ImageNet Classification with Deep Convolutional Neural Networks, Advances in Neural Information Processing Systems 25, pp.1106-1114 （2012）に記載されているディープラーニングを用いた一般画像認識手法等を用いることができる。

　また、ステップＳ３において、１フレームのＢモード画像ＵＢに対してステップＳ２で検出された血管壁の情報に基づいて、第１血管径ＤＦが算出されているが、複数フレームのＢモード画像ＵＢに対して検出された血管壁の情報に基づいて第１血管径ＤＦが算出されてもよい。例えば、第１血管径算出部１１は、５～１０フレーム等の定められたフレーム数にわたって算出された第１血管径ＤＦの値が一定の値以下である場合に、その定められたフレーム数のＢモード画像ＵＢに対して算出された第１血管径ＤＦのうち最大となる第１血管径ＤＦを、最終的な第１血管径ＤＦの値として算出することができる。また、例えば、第１血管径算出部１１は、定められたフレーム数のＢモード画像ＵＢに対して算出された第１血管径ＤＦの平均値を、最終的な第１血管径ＤＦの値として算出することもできる。

　これにより、算出される第１血管径ＤＦが、血管Ｂの実際の直径に対して非常に大きい値または非常に小さい値等の異常値を有する場合を排除することができるため、第１血管径ＤＦの最終的な値を精度良く算出することができる。

　また、複数フレームのＢモード画像ＵＢに対して算出された第２血管径ＤＳに基づいて、ステップＳ７の判定が行われることができる。例えば、第２血管径算出部１３は、５～１０フレーム等の定められたフレーム数にわたって算出された第２血管径ＤＳが、ステップＳ３で算出された第１血管径ＤＦを含む、５～１０フレーム等の定められた範囲を維持した場合に、第２血管径ＤＳが定められた範囲内の値を有すると判定されて、ステップＳ８に進むことができる。これにより、ステップＳ７の判定の精度を向上し、血管Ｂの中心を通る縦断面を表すＢモード画像ＵＢを精度良く取得することができる。

　また、第２血管径算出部１３は、第２血管径ＤＳが定められた範囲内の値を有すると判定された際に用いられた定められたフレーム数のＢモード画像ＵＢに対して算出された第２血管径ＤＳのうち、最大となる第２血管径ＤＳの値を最終的な第２血管径ＤＳの値として算出することができる。この際に、第２血管壁検出部１２は、例えば、最終的な第２血管径ＤＳの算出に用いられたＢモード画像ＵＢを用いて、ステップＳ８～ステップＳ１１の処理を行うことができる。

　また、第２血管径算出部１３は、第２血管径ＤＳが定められた範囲内の値を有すると判定された際に用いられた定められたフレーム数のＢモード画像ＵＢに対して算出された第２血管径ＤＳを平均し、算出された平均値を、最終的な第２血管径ＤＳの値として算出することができる。この際に、第２血管壁検出部１２は、例えば、定められたフレーム数のＢモード画像ＵＢのうち最後に取得されたＢモード画像ＵＢを用いて、ステップＳ８～ステップＳ１１の処理を行うことができる。

　また、ステップＳ３で算出された第１血管径ＤＦの値は、ステップＳ５～ステップＳ７において、表示装置９に表示されている血管Ｂの長軸像および第２血管径ＤＳの値と一緒に表示されることもできる。この場合には、ユーザは、第１血管径ＤＦの値を確認しながら、ステップＳ６で算出される第２血管径ＤＳを第１血管径ＤＦに近づけるように、超音波プローブ２１の位置を調整することができる。そのため、ユーザが超音波プローブ２１の位置をより容易に調整することができる。

　また、ステップＳ３において第１血管径ＤＦが算出される際に、第１血管径算出部１１は、例えば、ステップＳ２で検出された血管壁の位置に対応する深さＪ１、Ｊ２のうち、比較的浅い深さＪ１に基づいて、血管Ｂの短軸像と被検体の体表面との間の距離を、第１血管深さとして算出し、算出された第１血管深さを表示装置９に表示することもできる。

　また、ステップＳ６において第２血管径ＤＳが算出される際に、第２血管径算出部１３は、例えば、ステップＳ５で検出された血管前壁Ｗ１の位置に対応する深さＪ３に基づいて、血管前壁Ｗ１と被検体の体表面との間の距離を、第２血管深さとして算出し、算出された第２血管深さを表示装置９に表示することができる。

　ここで、ステップＳ４～ステップＳ７において、算出された第１血管深さと第２血管深さの双方を表示装置９に表示することができる。これにより、ユーザは、第１血管深さと第２血管深さとを比較することにより、ステップＳ４で生成されたＢモード画像ＵＢ内の血管Ｂの長軸像が、ステップＳ１で生成されたＢモード画像ＵＢ内の血管Ｂの短軸像に対応しているか否かを確認しながら、超音波プローブ２１の位置の調整を行うことができる。これにより、ステップＳ１で生成されたＢモード画像ＵＢ内の血管Ｂの短軸像に対応していない血管Ｂの長軸像をステップＳ４で撮像してしまうことを防止し、適切な血管Ｂの長軸像を撮像できるため、血流量の計測精度を向上することができる。

　また、例えば、ステップＳ５で血管Ｂの長軸像が認識される際に、第１血管深さが加味されてもよい。例えば、第２血管壁検出部１２により、探索線ＳＬ２が横方向Ｄ２に走査されながら算出された深さＪ３とＪ４との差Ｌ２の変動幅が変動幅しきい値以下であることに加えて、第２血管深さが、第１血管深さを含む深さ範囲内の値を有している場合に、探索領域Ｒ２内に血管Ｂの長軸像が存在していると判定される。また、探索線ＳＬ２が横方向Ｄ２に走査されながら算出された差Ｌ２の変動幅が変動幅しきい値よりも大きいか、または、第２血管深さが、深さ範囲外の値を有している場合には、探索領域Ｒ２内に血管Ｂの長軸像が存在していないと判定される。
　これによっても、ステップＳ１で生成されたＢモード画像ＵＢ内の血管Ｂの短軸像に対応していない血管Ｂの長軸像をステップＳ４で撮像してしまうことを防止することができる。

　また、ステップＳ１１とステップＳ１２との間に、血管Ｂの長軸像を含むＢモード画像ＵＢを連続的に生成し、且つ、血管Ｂの長軸像の位置が安定したことを判定するステップを設けることにより、血管Ｂの長軸像の位置が安定したことをトリガとして、ステップＳ１１に進むこともできる。例えば、１秒間等の定められた時間内に生成された複数フレームのＢモード画像ＵＢにおいて、血管Ｂの長軸像の位置の変化が、例えば０．２ｍｍ等の定められた値以下である場合に、血管Ｂの長軸像の位置が安定していると判定される。また、１秒間等の定められた時間内に生成された複数フレームのＢモード画像ＵＢにおいて、血管Ｂの長軸像の位置の変化が、例えば０．２ｍｍ等の定められた値よりも大きい場合に、血管Ｂの長軸像の位置が安定していないと判定される。

　このようにして、Ｂモード画像ＵＢにおける血管Ｂの長軸像の位置が安定したこと、すなわち、被検体の体表面に配置された超音波プローブ２１の位置が安定したことをトリガにステップＳ１１以降の処理が行われるため、安定した画像を用いて血流量の計測を行うことができ、血流量の計測精度を向上することができる。

　また、ステップＳ４で生成されるＢモード画像ＵＢに対してステップＳ５～ステップＳ７の処理が行われているが、ステップＳ１２～ステップＳ１４のいずれかにおいて生成されるＢモード画像ＵＢに対してステップＳ５～ステップＳ７の処理が行われることもできる。この場合には、例えば、ステップＳ７で定められた範囲内にあると判定された第２血管径ＤＳの代わりに、ステップＳ１２～ステップＳ１４のいずれかにおいて生成されるＢモード画像ＵＢに対して算出され且つステップＳ３で算出された第１血管径ＤＦを含む定められた範囲内にあると判定された第２血管径ＤＳを用いて、ステップＳ１８の血管Ｂの断面積の算出がなされてもよい。

　また、ステップＳ１８において、血流量計測部１６により、定められた範囲内にあると判定された第２血管径ＤＳに基づいて血管Ｂの断面積が算出される代わりに、ステップＳ３で算出された第１血管径ＤＦに基づいて血管Ｂの断面積が算出されてもよい。例えば、第１血管径ＤＦが、定められた範囲内にあると判定された第２血管径ＤＳよりも大きい場合に、第１血管径ＤＦに基づいて血管Ｂの断面積が算出される。

　また、ステップＳ１２でドプラ波形画像ＵＤが生成され、生成されたドプラ波形画像ＵＤが表示装置９に表示されているが、ドプラ波形ＷＤのデータが取得されれば、必ずしもドプラ波形画像ＵＤが表示装置９に表示されなくてもよい。このように、ドプラ波形画像ＵＤが表示装置９に表示されない場合でも、ドプラ波形画像ＵＤが表示装置９に表示される場合と同様に、ステップＳ１３で取得されたドプラ波形ＷＤのデータと、ステップＳ７で定められた範囲内にあると判定された第２血管径ＤＳの値に基づいて、ステップＳ１６で血流量が計測される。また、ドプラ波形画像ＵＤが表示装置９に表示されない場合には、ステップＳ１５においてドプラ波形画像ＵＤが表示装置９にフリーズ表示される代わりに、単に、ドプラ波形ＷＤのデータの取得が停止されてもよい。

　また、ステップＳ１３で、ドプラ波形ＷＤにおける心拍周期の開始位置と終了位置が検出された時点からドプラ波形ＷＤの調整が実施される例が示されているが、例えば、ステップＳ１２でドプラ波形画像ＵＤの生成が開始された時点から２秒間等の一定の時間が経過したことをトリガとしてステップＳ１３のドプラ波形ＷＤの調整が自動的に実施されてもよい。
　また、ドプラ波形ＷＤの調整において、ベースラインの位置の調整およびドプラ波形ＷＤの縦軸のスケールの調整の他に、ドプラ波形ＷＤの最大値および最小値が縦軸のスケールの７０％以内に収まるように、ドプラゲートＤＧの位置の再調整が行われてもよい。
　また、例えば、ステップＳ１３を省略することもできる。しかしながら、ドプラ波形ＷＤの調整がなされることで、血流速度算出部１５により算出される血流速度の精度を向上させ、血流量計測部１６により計測される血流量の精度を向上させることができるため、ステップＳ１２を実施することが好ましい。

　また、ステップＳ１４において、現在時点が被検体の心臓の拡張期Ｐ２であることをトリガとして、次のステップＳ１５に進んでいるが、ステップＳ１４からステップＳ１５に進むためのトリガは、これに限定されない。
　例えば、現在時点が拡張期Ｐ２であるか否かが判定される代わりに、現在時点が収縮期Ｐ１であるか否かが判定されてもよい。この場合には、現在時点が収縮期Ｐ１ではないと判定された場合に、再度、現在時点が収縮期Ｐ１であるか否かの判定がなされ、現在時点が収縮期Ｐ１であると判定された場合に、次のステップＳ１５に進む。しかしながら、ドプラ波形ＷＤの変化量は、収縮期Ｐ１よりも拡張期Ｐ２の方が少ないため、現在時点が収縮期Ｐ１であることをステップＳ１５に進むトリガとするよりも、現在時点が拡張期Ｐ２であることをステップＳ１５に進むトリガとする方が好ましい。

　また、例えば、ステップＳ１４が実施される代わりに、ステップＳ１３のドプラ波形ＷＤを調整する動作が完了した時点から２秒間等の一定の時間が経過したことをトリガとして、ステップＳ１５に進むこともできる。
　また、例えば、ステップＳ１４が実施される代わりに、ドプラ波形ＷＤにおいて、２周期または３周期等の複数の心拍周期の開始点と終了点が検出された時点をトリガとして、ステップＳ１５に進むこともできる。

　また、ステップＳ１５においてＢモード画像ＵＢとドプラ波形画像ＵＤが表示装置９にフリーズ表示される際に、ドプラ波形ＷＤにおける拡張期Ｐ２の終了点または収縮期Ｐ１の終了点を、例えば、ドプラ波形画像ＵＤの右端部に合わせるように、ドプラ波形画像ＵＤをスクロールバックして表示することもできる。このようにして、表示装置９に表示するドプラ波形ＷＤの位置を、Ｂモード画像ＵＢとドプラ波形画像ＵＤをフリーズ表示した後に変更することにより、表示装置９に表示されるＢモード画像ＵＢの時相を拡張期Ｐ２もしくは収縮期Ｐ１に合わせることができる。

　また、ステップＳ７で第２血管径ＤＳが定められた範囲の値を有すると判定された後に、ステップＳ８の血管走行角度ＢＡの推定が行われているが、ステップＳ５～ステップＳ７の間において、ステップＳ８の処理が行われてもよい。このように、血管走行角度ＢＡの推定は、ステップＳ９～ステップＳ１１の処理よりも前になされれば、そのタイミングは特に限定されない。

　また、ステップＳ６において、第２血管径算出部１３は、ステップＳ５で検出された血管前壁Ｗ１と血管後壁Ｗ２との間の深さ方向Ｄ１における距離を第２血管径ＤＳとして算出しているが、例えば、ステップＳ６の第２血管径ＤＳを算出する処理を行う前に、ステップＳ８の血管走行角度ＢＡを推定する処理がなされることにより、図６に示す血管勾配線ＢＬに直交する方向に探索線ＳＬ２を再設定して、血管Ｂの走行方向に対して直交する方向における血管径を第２血管径ＤＳとして算出することができる。これにより、第２血管径ＤＳをより精度良く算出して、血流量の計測精度を向上させることができる。

　また、ステップＳ８において、第２血管壁検出部１２は、血管前壁Ｗ１と血管後壁Ｗ２の双方に基づいて血管の勾配を推定しているが、血管前壁Ｗ１と血管後壁Ｗ２のいずれか一方に基づいて、血管の勾配を表す仮想的な血管勾配線ＢＬを推定することもできる。

　また、ステップＳ９でＢモードステア角度が設定された後にステップＳ１０でドプラステア角度が設定され、ドプラステア角度が設定された後にステップＳ１１でドプラゲートＤＧが設定されているが、ステップＳ９～ステップＳ１１が実施される順番は、特に限定されず、互いに入れ替え可能である。例えば、ステップＳ９でＢモードステア角度が設定された後に、ステップＳ１０のドプラステア角度の設定とステップＳ１１のドプラゲートＤＧの設定が並行して実施されることもできる。また、例えば、ステップＳ１０のドプラステア角度の設定、ステップＳ１１のドプラゲートＤＧの設定、ステップＳ９のＢモードステア角度の設定の順で、ステップＳ９～ステップＳ１１の処理が実施されることもできる。

　また、ステップＳ１０において、第２血管壁検出部１２は、血管走行角度ＢＡに対する角度補正値が６０度以内となるようにドプラステア角度を設定しているが、血管走行角度ＢＡをドプラステア角度の角度補正値として設定することもできる。この場合には、ドプラステア角度の角度補正値が６０度を超えるおそれがあるが、ドプラステア角度の角度補正値が６０度を超えたときに、角度補正値が６０度を超えている旨を表す情報が表示装置９に表示されることができる。例えば、ユーザは、角度補正値が６０度を超えている旨を表す情報を確認して、被検体に接触させている超音波プローブ２１の傾き等を調整することにより、超音波診断装置１による血流速度の自動計測を再度行うことができる。

　また、ステップＳ１１でドプラゲートＤＧが設定された後に、Ｂモード画像ＵＢにおいてドプラゲートＤＧを含む血管領域ＢＲが拡大されて表示装置９に表示されることもできる。そのため、拡大されたＢモード画像ＵＢ上の血管領域ＢＲを明確に確認することができる。また、この場合には、拡大されたＢモード画像ＵＢに基づいて血管径の測定が行われる。例えば、Ｂモード画像ＵＢの解像度に起因して、拡大前のＢモード画像ＵＢに基づいて血管壁を検出するよりも、拡大後のＢモード画像ＵＢに基づいて血管壁を検出する方が精度良く血管壁の位置を検出することができるため、拡大されたＢモード画像ＵＢに基づいて血管径の測定が行われることにより、血流量の計測精度を向上することができる。

　また、図示しないが、ユーザに対する案内を行う案内部を超音波診断装置１に備え、ステップＳ１において、案内部により、探索領域Ｒ１内に血管Ｂの短軸像を合わせる旨のメッセージを表示装置９に表示させることもできる。これにより、第１血管壁検出部１０が血管Ｂの短軸像を認識する精度を向上させて、より適切な位置に探索線ＳＬを設定することができる。そのため、血管径および血管の断面積を精度良く求めることができ、血流量の計測精度を向上させることができる。

　また、この場合に、同様にして、ステップＳ４において、探索領域Ｒ２内に血管Ｂの長軸像を合わせる旨のメッセージを表示装置９に表示させることもできる。これにより、第２血管壁検出部１２が血管Ｂの長軸像を認識する精度を向上させることができる。

　また、一般的に、血管径は、心拍に従って最小径と最大径の間を周期的に変化することが知られている。そこで、図示しないが、第２血管径算出部１３は、例えば、血管Ｂの中心を通る縦断面に相当する長軸像を含むＢモード画像ＵＢに対して算出された第２血管径ＤＳすなわち血管Ｂの直径に対応する第２血管径ＤＳの時間変化を示すグラフを、Ｂモード画像ＵＢに重畳して、表示装置９に表示することもできる。これにより、ユーザは、血管Ｂの直径に対応する第２血管径ＤＳの時間変化を容易に把握することができる。

　また、血管Ｂの直径に対応する第２血管径ＤＳの時間変化の情報が得られることにより、長軸像における血管Ｂの最小径および最大径が容易に測定される。そこで、例えば、血管Ｂの直径に対応する第２血管径ＤＳの時間変化の情報に基づいて血管Ｂの最小径と最大径を測定し、測定された最小径と最大径に基づいて、血管の弾性を表す弾性指標を算出する図示しない弾性指標算出部を、超音波診断装置１に備えることができる。弾性指標算出部は、例えば、血管の最大径と最小径との差を弾性指標として算出することができる。また、弾性指標算出部は、血管の最大径と最小径との差を血管の最小径で除すことにより規格化したものを弾性指標として算出することができる。

　また、図示しない血圧計を用いて、血管の直径が最小となる時点における被検体の血圧Ｑ１と、血管の直径が最大となる時点における被検体の血圧Ｑ２とを計測することにより、弾性指標算出部は、血圧Ｑ１、Ｑ２、血管の最小径ＤＡ、血管の最大径ＤＢを用いて、特許第５３８４９１９号公報に記載されるスティフネスパラメータＸ＝｛Ｌｏｇ（Ｑ２／Ｑ１）｝／｛（ＤＢ／ＤＡ）－１｝を弾性指標として算出することもできる。

実施の形態２
　実施の形態１の超音波診断装置１の動作におけるステップＳ１２では、Ｂモード画像ＵＢとドプラ波形画像ＵＤが並行して生成されているが、Ｂモード画像ＵＢの生成を一時的に停止して、ドプラ波形画像ＵＤのみを生成することもできる。

　以下では、図２０のフローチャートを用いて、実施の形態２に係る超音波診断装置１の動作を説明する。なお、このフローチャートは、図１４に示す実施の形態１のフローチャートにおいて、ステップＳ１２の代わりにステップＳ２１～ステップＳ２３が加えられ、ステップＳ１５の代わりにステップＳ２４が加えられたものである。
　そのため、ステップＳ１～ステップＳ１１の処理については、説明を省略する。

　ステップＳ１１に続くステップＳ２１において、Ｂモード画像ＵＢの連続的な生成が開始され、ステップＳ７で定められた範囲内にあると判定された第２血管径ＤＳの値に基づいて、現在時点が被検体の心臓の拡張期Ｐ２であるか否かが判定される。ここで、図２１に示すように、一般的に、血管径は、心拍に従って最小径ＤＡと最大径ＤＢの間を周期的に変動し、心臓の収縮期Ｐ１において最大径ＤＢを有し、心臓の拡張期Ｐ２において最小径ＤＡを有する。そのため、例えば、血管の最小径ＤＡが計測されることにより、現在時点が被検体の心臓の拡張期Ｐ２であると判定される。現在時点が被検体の心臓の拡張期Ｐ２ではないと判定された場合には、再度、ステップＳ２１の処理が実施される。現在時点が被検体の心臓の拡張期Ｐ２であると判定された場合には、ステップＳ２２に進む。

　ステップＳ２２において、表示装置９に表示されているＢモード画像ＵＢがフリーズ表示される。
　続くステップＳ２３において、ドプラ処理部７は、ドプラ波形画像ＵＤの連続的な生成を開始し、生成されたドプラ波形画像ＵＤを表示装置９に表示する。これにより、表示装置９において、Ｂモード画像ＵＢがフリーズ表示された状態の下で、ドプラ波形画像ＵＤが表示装置９に表示される。

　このようにして、ドプラ波形画像ＵＤが表示装置９に表示されると、ステップＳ１３に進み、ステップＳ２３で生成されたドプラ波形画像ＵＤにおけるドプラ波形ＷＤの調整が実施される。
　次に、ステップＳ１４において、ドプラ波形ＷＤの周期情報が取得され、取得された周期情報に基づいて、現在時点が被検体の心臓の拡張期Ｐ２であるか否かが判定される。現在時点が被検体の心臓の拡張期Ｐ２ではないと判定された場合には、再度、ステップＳ１４の処理が実施される。現在時点が被検体の心臓の拡張期Ｐ２であると判定された場合には、ステップＳ２４に進む。

　ステップＳ２４において、表示装置９に表示されているドプラ波形画像ＵＤがフリーズ表示される。これにより、表示装置９において、拡張期Ｐ２におけるＢモード画像ＵＢとドプラ波形画像ＵＤがフリーズ表示され、ドプラ波形ＷＤの変化量が小さい拡張期Ｐ２におけるドプラデータを血流量の計測に使用することができる。

　続くステップＳ１６において、ステップＳ７で定められた範囲内にあると判定された第２血管径ＤＳの値とステップＳ２４でフリーズ表示されたドプラ波形画像ＵＤに基づいて、血管領域ＢＲ内の血流量が自動計測され、ステップＳ１７において、図１７に示すように、血流量の計測値ＭＶが、Ｂモード画像ＵＢ、ドプラ波形画像ＵＤと共に表示装置９に表示される。
　このようにして、血流量の計測値ＭＶが表示装置９に表示されると、超音波診断装置１の動作が終了する。

　以上から、本発明の実施の形態２に係る超音波診断装置１によれば、Ｂモード画像ＵＢの生成を一時的に停止してドプラ波形画像ＵＤのみを生成する場合でも、実施の形態１においてＢモード画像ＵＢとドプラ波形画像ＵＤの双方を同時に生成する場合と同様に、血管Ｂの短軸像を表すＢモード画像ＵＢに基づいて第１血管径ＤＦが算出され、第１血管径ＤＦに基づいて、血管Ｂの中心を通る長軸像を表すＢモード画像ＵＢが精度良く取得され、取得された血管Ｂの長軸像を表すＢモード画像ＵＢを用いて血流量が計測される。そのため、ユーザが被検体の体表面上で超音波プローブ２１の位置を調整することに起因する血流量の計測精度のゆらぎを低減し、計測精度を向上することができる。

　なお、ステップＳ２１において、現在時点が被検体の心臓の拡張期Ｐ２であることをトリガとして、次のステップＳ２２に進んでいるが、ステップＳ２１からステップＳ２２に進むためのトリガは、これに限定されない。
　例えば、現在時点が拡張期Ｐ２であるか否かが判定される代わりに、現在時点が収縮期Ｐ１であるか否かが判定されてもよい。この場合には、現在時点が収縮期Ｐ１ではないと判定された場合に、再度、現在時点が収縮期Ｐ１であるか否かの判定がなされ、現在時点が収縮期Ｐ１であると判定された場合に、次のステップＳ２２に進む。しかしながら、ドプラ波形ＷＤの変化量は、収縮期Ｐ１よりも拡張期Ｐ２の方が少ないため、現在時点が収縮期Ｐ１であることをステップＳ２２に進むトリガとするよりも、現在時点が拡張期Ｐ２であることをステップＳ２２に進むトリガとする方が好ましい。

　また、例えば、ステップＳ２１を省略することもできる。この場合には、ステップＳ１１でＢモード画像ＵＢ上にドプラゲートＤＧが設定されたことをトリガとして、ステップＳ２２でＢモード画像ＵＢが表示装置９にフリーズ表示される。
　また、例えば、ステップＳ１１におけるドプラゲートＤＧの設定が完了した時点から２秒間等の一定の時間が経過したことを、ステップＳ２２に進むトリガとすることもできる。

　また、ステップＳ２３でドプラ波形画像ＵＤが生成され、生成されたドプラ波形画像ＵＤが表示装置９に表示されているが、実施の形態１におけるステップＳ１２と同様に、ドプラ波形ＷＤのデータが取得されれば、必ずしもドプラ波形画像ＵＤが表示装置９に表示されなくてもよい。

実施の形態３
　実施の形態１の超音波診断装置１は、表示装置９、入力装置１８、超音波プローブ２１がプロセッサ２２に直接的に接続される構成を有しているが、例えば、表示装置９、入力装置１８、超音波プローブ２１、プロセッサ２２がネットワークを介して間接的に接続されることもできる。

　図２２に示すように、実施の形態３における超音波診断装置１Ａは、表示装置９、入力装置１８、超音波プローブ２１がネットワークＮＷを介して超音波診断装置本体４１に接続されたものである。超音波診断装置本体４１は、図１に示す実施の形態１の超音波診断装置１において、表示装置９、入力装置１８、超音波プローブ２１を除いたものであり、送受信回路５、格納部１９およびプロセッサ２２により構成されている。

　超音波診断装置１Ａがこのような構成を有している場合でも、実施の形態１の超音波診断装置１と同様に、血管Ｂの短軸像を表すＢモード画像ＵＢに基づいて第１血管径ＤＦが算出され、第１血管径ＤＦに基づいて、血管Ｂの中心を通る長軸像を表すＢモード画像ＵＢが精度良く取得され、取得された血管Ｂの長軸像を表すＢモード画像ＵＢを用いて血流量が計測される。そのため、ユーザが被検体の体表面上で超音波プローブ２１の位置を調整することに起因する血流量の計測精度のゆらぎを低減し、計測精度を向上することができる。

　また、表示装置９、入力装置１８、超音波プローブ２１がネットワークＮＷを介して超音波診断装置本体４１と接続されているため、超音波診断装置本体４１を、いわゆる遠隔サーバとして使用することができる。これにより、例えば、ユーザは、表示装置９、入力装置１８、超音波プローブ２１をユーザの手元に用意することにより、被検体の診断を行うことができるため、超音波診断の際の利便性を向上させることができる。
　また、例えば、いわゆるタブレットと呼ばれる携帯型の薄型コンピュータが表示装置９および入力装置１８として使用される場合には、ユーザは、より容易に被検体の超音波診断を行うことができ、超音波診断の利便性をさらに向上させることができる。

　なお、表示装置９、入力装置１８、超音波プローブ２１がネットワークＮＷを介して超音波診断装置本体４１に接続されているが、この際に、表示装置９、入力装置１８、超音波プローブ２１は、ネットワークＮＷに有線接続されていてもよく、無線接続されていてもよい。
　また、実施の形態４の態様は、実施の形態１に適用されることが説明されているが、実施の形態２についても、同様に適用されることができる。

１，１Ａ　超音波診断装置、２　振動子アレイ、３　送信回路、４　受信回路、５　送受信回路、６　Ｂモード処理部、７　ドプラ処理部、８　表示制御部、９　表示装置、１０　第１血管壁検出部、１１　第１血管径算出部、１２　第２血管壁検出部、１３　第２血管径算出部、１４　ゲート設定部、１５　血流速度算出部、１６　血流量計測部、１７　装置制御部、１８　入力装置、１９　格納部、２１　超音波プローブ、２２　プロセッサ、２３　増幅部、２４　ＡＤ変換部、２５　ビームフォーマ、２６　信号処理部、２７　ＤＳＣ、２８　画像処理部、２９　直交検波部、３０　ハイパスフィルタ、３１　高速フーリエ変換部、３２　ドプラ波形画像生成部、３３　データメモリ、４１　超音波診断装置本体、Ａ１，Ｂ１，Ｂ２，Ｈ　角度、ＡＬ，ＪＬ　直線、Ｂ　血管、ＢＡ　血管走行角度、ＢＲ　血管領域、ＢＬ　血管勾配線、Ｃ　中点、Ｅ　推定誤差、Ｄ１　深さ方向、Ｄ２　横方向、ＤＡ　最小径、ＤＢ　最大径、ＤＦ　第１血管径、ＤＧ　ドプラゲート、ＤＳ　第２血管径、Ｇ１，Ｇ２，Ｇ３，Ｇ４　グラフ、Ｊ１，Ｊ２，Ｊ３，Ｊ４　深さ、Ｋ１，Ｋ２　輝度しきい値、Ｌ１，Ｌ２　差、Ｌ１Ｍ　最大値、ＬＧ　ゲート幅、Ｍ１，Ｍ２，Ｍ３，Ｍ４　計測点マーカ、ＭＶ１，ＭＶ２　計測値、ＮＷ　ネットワーク、Ｐ１　収縮期、Ｐ２　拡張期、Ｒ１，Ｒ２　探索領域、ＳＬ１，ＳＬ２　探索線、ＵＢ　Ｂモード画像、ＵＤ　ドプラ波形画像、Ｗ１　血管前壁、Ｗ２　血管後壁、ＷＤ　ドプラ波形、Ｘ１，Ｘ１Ｍ，Ｘ２，Ｘ２Ｍ，Ｘ３，Ｘ４　点。

Claims

　被検体に対して超音波の送受信を行うことにより受信信号を取得する振動子アレイと、
　前記受信信号に基づいて少なくとも血管が撮像されているＢモード画像を生成するＢモード処理部と、
　前記Ｂモード処理部により生成された前記Ｂモード画像を表示する表示装置と、
　前記血管の短軸像が撮像されている前記Ｂモード画像を解析することにより短軸方向の血管壁を検出する第１血管壁検出部と、
　前記第１血管壁検出部により検出された前記短軸方向の血管壁に基づいて第１血管径を算出する第１血管径算出部と、
　前記血管の長軸像が撮像されている前記Ｂモード画像を解析することにより長軸方向の血管壁を検出する第２血管壁検出部と、
　前記第２血管壁検出部により検出された前記長軸方向の血管壁に基づいて第２血管径を算出する第２血管径算出部と、
　前記長軸像が撮像されている前記Ｂモード画像上における前記血管内にドプラゲートを設定するゲート設定部と、
　前記ドプラゲート内のドプラデータを取得するドプラ処理部と、
　前記ドプラデータに基づいて血流速度を算出する血流速度算出部と、
　検出された前記長軸方向の血管壁および前記短軸方向の血管壁のいずれか一方と、算出された前記血流速度とに基づいて血流量を計測する血流量計測部と
　を備え、前記第２血管径算出部により算出された前記第２血管径が、前記第１血管径算出部により算出された前記第１血管径に対して定められた範囲内になった場合に、前記血流量を自動的に計測する超音波診断装置。
　前記第２血管壁検出部は、
　前記長軸方向の血管壁を探索するための探索線を前記Ｂモード画像上に設定し、
　設定された前記探索線上における前記Ｂモード画像の輝度プロファイルに基づいて血管前壁および血管後壁を前記長軸方向の血管壁として検出する請求項１に記載の超音波診断装置。
　前記第２血管壁検出部は、検出された前記血管前壁および前記血管後壁にそれぞれ検出点マーカを設定して前記表示装置に表示する請求項２に記載の超音波診断装置。
　前記ゲート設定部は、前記第２血管壁検出部により検出された前記血管前壁および前記血管後壁の座標に基づいて決定された中心位置およびサイズを有する前記ドプラゲートを設定する請求項２または３に記載の超音波診断装置。
　前記第２血管壁検出部は、検出された前記血管前壁および前記血管後壁の少なくとも一方に基づいて血管走行角度を推定し、前記血管走行角度に対する角度補正値が６０度以内となるようにドプラステア角度を設定する請求項２～４のいずれか一項に記載の超音波診断装置。
　前記Ｂモード処理部は、前記第２血管壁検出部により推定された前記血管走行角度に応じて設定されたＢモードステア角度に基づいて前記Ｂモード画像を生成する請求項５に記載の超音波診断装置。
　前記ドプラ処理部は、前記ドプラデータに基づいてドプラ波形画像を生成し、
　前記表示装置は、前記Ｂモード処理部により生成された前記Ｂモード画像と前記ドプラ処理部により前記ドプラ波形画像の双方を表示する請求項１～６のいずれか一項に記載の超音波診断装置。
　前記ドプラ処理部は、前記Ｂモード処理部による前記Ｂモード画像の生成と並行してドプラ波形画像を生成し、
　前記Ｂモード画像および前記ドプラ波形画像の双方がフリーズされて前記血流量計測部による前記血流量の計測が行われる請求項７に記載の超音波診断装置。
　前記ドプラ処理部は、前記Ｂモード画像がフリーズされた後に、前記ドプラゲート内のドプラデータを取得して、ドプラ波形画像を生成し、
　前記ドプラ波形画像がフリーズされて前記血流量計測部による前記血流量の計測が行われる請求項７に記載の超音波診断装置。
　定められたフレーム数にわたって、算出された前記第２血管径が、算出された前記第１血管径に対して定められた範囲内を維持した場合に、前記血流量を自動的に計測する請求項１～９のいずれか一項に記載の超音波診断装置。
　被検体に対して超音波の送受信を行うことにより得られる受信信号に基づいて少なくとも血管が撮像されているＢモード画像を生成し、
　前記Ｂモード画像を表示し、
　前記Ｂモード画像に撮像されている前記血管の短軸像を解析することにより短軸方向の血管壁を検出し、
　検出された前記短軸方向の血管壁に基づいて第１血管径を算出し、
　前記血管の長軸像が撮像されている前記Ｂモード画像を解析することにより長軸方向の血管壁を検出し、
　検出された前記長軸方向の血管壁に基づいて第２血管径を算出し、
　算出された前記第２血管径が算出された前記第１血管径に対して定められた範囲内になった場合に、前記長軸像が撮像されている前記Ｂモード画像上における前記血管内にドプラゲートを設定し、
　前記ドプラゲート内のドプラデータを取得し、
　前記ドプラデータに基づいて血流速度を算出し、
　検出された前記長軸方向の血管壁および前記短軸方向の血管壁のいずれか一方と、算出された前記血流速度とに基づいて血流量を計測する超音波診断装置の制御方法。
　被検体に対して超音波の送受信を行うことにより得られる受信信号に基づいて少なくとも血管が撮像されているＢモード画像を生成し、
　前記Ｂモード画像を表示し、
　前記Ｂモード画像に撮像されている前記血管の短軸像を解析することにより短軸方向の血管壁を検出し、
　検出された前記短軸方向の血管壁に基づいて第１血管径を算出し、
　前記血管の長軸像が撮像されている前記Ｂモード画像を解析することにより長軸方向の血管壁を検出し、
　検出された前記長軸方向の血管壁に基づいて第２血管径を算出し、
　算出された前記第２血管径が算出された前記第１血管径に対して定められた範囲内になった場合に、前記長軸像が撮像されている前記Ｂモード画像上における前記血管内にドプラゲートを設定し、
　前記ドプラゲート内のドプラデータを取得し、
　前記ドプラデータに基づいて血流速度を算出し、
　検出された前記長軸方向の血管壁および前記短軸方向の血管壁のいずれか一方と、算出された前記血流速度とに基づいて血流量を計測する超音波診断装置用プロセッサ。