JP7095177B2 - 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 - Google Patents

Description

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、ドプラデータに基づいて、被検体の血管が写るＢモード（Brightness mode：輝度モード）画像における血管領域を検出する超音波診断装置が開示されている。特許文献１の超音波診断装置は、検出された血管領域に基づいてＢモード画像における血管をセグメント化し、セグメント化された血管の直径をＢモード画像に基づいて算出する。

特表２０１７－５２４４５５号公報

ここで、一般的に、血管の弾性を表す弾性指標等を算出するために、血管の最大径および最小径が測定されることがある。特許文献１に記載されているような従来の超音波診断装置を用いて、血管の最小径および最大径を測定する場合には、連続的に取得された複数フレームのそれぞれのＢモード画像から算出された血管の直径を比較して、その最小値および最大値を求める必要があるため、超音波診断装置における負担が大きく、血管の最小径および最大径を算出するために多大な時間を要するという問題があった。また、Ｂモード画像のみに基づいて血管の最小径および最大径を測定しようとすると、ノイズの影響等に起因して輝度値に変動が生じた場合に、誤った最小値および最大値を測定してしまうおそれがあった。

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、血管の直径が最大となるＢモードデータおよび血管の直径が最小となるＢモードデータの少なくとも一方を容易に且つ正確に特定することができる超音波診断装置、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、被検体の血管が含まれる領域に対して定められた期間にわたってＢモードデータとドプラデータとが連続的に取得される超音波診断装置であって、ドプラデータに基づいて各心拍期間における時相サーチ期間を特定する時相サーチ期間特定部と、時相サーチ期間特定部により特定された時相サーチ期間内における複数フレームのＢモードデータを解析することにより、各心拍期間において血管の直径が最大となるフレームのＢモードデータおよび血管の直径が最小となるフレームのＢモードデータの少なくとも一方を特定するフレーム特定部とを備えることを目的とする。

フレーム特定部により特定された、血管の直径が最大となるフレームのＢモードデータおよび血管の直径が最小となるフレームのＢモードデータの少なくとも一方に基づいて血管の最大径および最小径の少なくとも一方を算出する血管径算出部をさらに備えることが好ましい。
また、血管径算出部により算出された血管の最大径および最小径の少なくとも一方を用いて血管の断面積を算出する断面積算出部と、各心拍期間におけるドプラデータを取得するドプラ処理部と、ドプラ処理部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血流速度算出部と、断面積算出部により算出された断面積と血流速度算出部により算出された血流速度に基づいて血流量を計測する血流量計測部とをさらに備えることが好ましい。

時相サーチ期間特定部は、各心拍期間におけるドプラデータが最小値を有する時点を含む第１期間を時相サーチ期間として特定し、フレーム特定部は、第１期間内における複数フレームのＢモードデータに基づいて血管の直径が最小となるフレームのＢモードデータを特定し、血管径算出部は、フレーム特定部により特定された、血管の直径が最小となるフレームのＢモードデータに基づいて、血管の最小径を算出し、断面積算出部は、血管径算出部により算出された血管の最小径を用いて血管の断面積を算出することができる。

もしくは、時相サーチ期間特定部は、各心拍期間におけるドプラデータが最大値を有する時点を含む第２期間を時相サーチ期間として特定し、フレーム特定部は、第２期間内における複数フレームのＢモードデータに基づいて血管の直径が最大となるフレームのＢモードデータを特定し、血管径算出部は、フレーム特定部により特定された、血管の直径が最大となるフレームのＢモードデータに基づいて、血管の最大径を算出し、断面積算出部は、血管径算出部により算出された血管の最大径を用いて血管の断面積を算出することもできる。

もしくは、時相サーチ期間特定部は、各心拍期間におけるドプラデータが最小値を有する時点を含む第１期間および各心拍期間におけるドプラデータが最大値を有する時点を含む第２期間を有する時相サーチ期間を特定し、フレーム特定部は、第１期間内における複数フレームのＢモードデータに基づいて血管の直径が最小となるフレームのＢモードデータを特定し、且つ、第２期間内における複数フレームのＢモードデータに基づいて血管の直径が最大となるフレームのＢモードデータを特定し、血管径算出部は、フレーム特定部により特定された、血管の直径が最小となるフレームのＢモードデータに基づいて、血管の最小径を算出し、且つ、フレーム特定部により特定された、血管の直径が最大となるフレームのＢモードデータに基づいて、血管の最大径を算出し、断面積算出部は、血管径算出部により算出された血管の最小径および血管の最大径とから算出された各心拍期間における血管の平均径を用いて血管の断面積を算出することもできる。

第１期間は、各心拍期間におけるドプラデータが最小値を有する時点から最大値を有する時点までの期間であることが好ましい。
また、第２期間は、各心拍期間におけるドプラデータが最大値を有する期間から各心拍期間よりも短い時間に設定された定められた時間が経過するまでの期間であることが好ましい。
さらに、第１期間および第２期間は、それぞれ、各心拍期間の１０％以上２０％以下の時間幅を有することが好ましい。
また、血管の最大径と血管の最小径との差に基づいて血管の弾性指標を算出する弾性指標算出部をさらに備えることができる。

また、超音波プローブと、超音波プローブを介して被検体内に超音波ビームを送信し且つ被検体内から超音波エコーを受信して受信データを生成する送受信回路と、送受信回路により生成された受信データに基づいてＢモードデータを生成するＢモード処理部とをさらに備えることが好ましい。

本発明の超音波診断装置の制御方法は、被検体の血管が含まれる領域に対して定められた期間にわたってＢモードデータとドプラデータとが連続的に取得される超音波診断装置の制御方法であって、ドプラデータに基づいて各心拍期間における時相サーチ期間を特定し、特定された時相サーチ期間内における複数フレームのＢモードデータを解析することにより、各心拍期間において血管の直径が最大となるフレームのＢモードデータおよび血管の直径が最小となるフレームのＢモードデータの少なくとも一方を特定することを特徴とする。

本発明の超音波診断装置用プロセッサは、被検体の血管が含まれる領域に対して定められた期間にわたってＢモードデータとドプラデータとを連続的に取得し、ドプラデータに基づいて各心拍期間における時相サーチ期間を特定し、特定された時相サーチ期間内における複数フレームのＢモードデータを解析することにより、各心拍期間において血管の直径が最大となるフレームのＢモードデータおよび血管の直径が最小となるフレームのＢモードデータの少なくとも一方を特定することを特徴とする。

本発明によれば、ドプラデータに基づいて各心拍期間における時相サーチ期間を特定する時相サーチ期間特定部と、時相サーチ期間特定部により特定された時相サーチ期間内における複数フレームのＢモードデータを解析することにより、各心拍期間において血管の直径が最大となるフレームのＢモードデータおよび血管の直径が最小となるフレームのＢモードデータの少なくとも一方を特定するフレーム特定部とを備えるため、血管の直径が最大となるＢモードデータと血管の直径が最小となるＢモードデータの少なくとも一方を容易に且つ正確に特定することができる。

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。 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における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においてドプラゲートが設定されたＢモード画像の例を模式的に示す図である。 本発明の実施の形態１における理想的なドプラ波形画像と血管径の理想的な時間変化の関係を模式的に示す図である。 本発明の実施の形態１における実際のドプラ波形画像の例を示す図である。 本発明の実施の形態１において血管径を算出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において表示装置に表示されたＢモード画像、ドプラ波形画像、血流量の計測値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を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°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°以下であることが好ましく、３°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、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にゲート設定部１０が接続され、ゲート設定部１０に、ドプラ処理部７および表示制御部８が接続されている。また、Ｂモード処理部６に、画像メモリ１１が接続され、画像メモリ１１に、フレーム特定部１２が接続されている。また、フレーム特定部１２に、血管径算出部１３、断面積算出部１４、血流量計測部１５が順次接続されている。また、ドプラ処理部７に、時相サーチ期間特定部１６と血流速度算出部１７が接続されている。時相サーチ期間特定部１６に、フレーム特定部１２が接続され、血流速度算出部１７に、血流量計測部１５が接続されている。

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、ゲート設定部１０、フレーム特定部１２、血管径算出部１３、断面積算出部１４、血流量計測部１５、時相サーチ期間特定部１６、血流速度算出部１７に、装置制御部１８が接続されており、装置制御部１８に、入力装置１９および格納部２０が接続されている。装置制御部１８と格納部２０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に含まれており、Ｂモード処理部６、ドプラ処理部７、表示制御部８、ゲート設定部１０、フレーム特定部１２、血管径算出部１３、断面積算出部１４、血流量計測部１５、時相サーチ期間特定部１６、血流速度算出部１７および装置制御部１８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１８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１８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１８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度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。

ドプラ処理部７は、後述するゲート設定部１０により血管領域に設定されるドプラゲート内のドプラデータを取得し、ドプラ波形画像を生成するものであり、図４に示されるように、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。ここで、図５に、ドプラ波形画像信号に基づく理想的なドプラ波形画像ＵＤの例を示す。ドプラ波形画像ＵＤは、横軸に時間軸を示し、縦軸にドプラシフト周波数すなわち血流速度を示し、波形の輝度が各周波数成分におけるパワーを表すものであり、ドプラ波形画像ＵＤにおける血流速度の値は、心拍期間ＨＣに従って周期的に変化する。心拍期間ＨＣについては、血流速度が最小値Ｖ１を有する時点Ｔ１から次に最小値Ｖ１を有する時点Ｔ４までの期間を心拍期間ＨＣと定義することとする。
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。

装置制御部１８は、格納部２０等に予め記憶されているプログラムおよび入力装置１９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１８の制御の下、Ｂモード処理部６により生成されたＢモード画像信号、ドプラ処理部７により生成されたドプラ波形画像信号等に所定の処理を施して、Ｂモード画像、ドプラ波形画像等を表示装置９に表示する。

超音波診断装置１の表示装置９は、表示制御部８により生成された画像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。
超音波診断装置１の入力装置１９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。

ゲート設定部１０は、入力装置１９を介したユーザの入力操作に基づいて、図６に示すように、Ｂモード画像ＵＢ上の血管領域ＢＲ内にドプラゲートＤＧを設定する。例えば、ユーザが、表示装置９に表示されたＢモード画像ＵＢを見ながら、入力装置１９を介してＢモード画像ＵＢ上の血管領域ＢＲ内における適切な位置を指定すると、ゲート設定部１０は、ユーザにより指定された位置にドプラゲートＤＧを配置する。このようにして設定されたドプラゲートＤＧは、Ｂモード画像ＵＢに重畳して表示装置９に表示される。
ドプラ処理部７は、ゲート設定部１０により設定されたドプラゲートＤＧ内のドプラデータを取得する。

ところで、一般的に、超音波診断装置を用いて被検体内の血管の最小径および最大径を算出する場合には、各心拍期間ＨＣにわたって連続的に生成された複数フレームのＢモード画像のすべてに対して、算出された血管の直径を比較する必要があった。そのため、血管の最小径および最大径を算出する際に、超音波診断装置における負担が大きく、多大な時間を要するという問題があった。

そこで、本発明者らは、ドプラ波形画像ＵＤにおける血流速度の時間変化と血管の直径の時間変化に着目して、図７に示すような関係を見出した。血管の直径は、血流速度と同様に、心拍期間ＨＣに従って最小値Ｄ１と最大値Ｄ２の間を周期的に変化するが、血流速度が最小値Ｖ１を有する時点Ｔ１を含む期間、すなわち、血流速度が最小値Ｖ１を有する時点Ｔ１から最大値Ｖ２を有する時点Ｔ２までの第１期間ＦＰにおいて血管の直径が最小値Ｄ１を有する。また、血流速度が最大値Ｖ２を有する時点Ｔ２を含む期間、すなわち、血流速度が最大値Ｖ２を有する時点Ｔ２から、各心拍期間ＨＣよりも短い時間、例えば０．２５秒等に設定された定められた時間が経過する時点Ｔ３までの第２期間ＳＰにおいて血管の直径が最大値Ｄ２を有する。

そのため、第１期間ＦＰおよび第２期間ＳＰを特定することにより、超音波診断装置１の負担を軽減して、短時間に且つ容易に、血管の直径が最小値Ｄ１を有するＢモード画像および血管の直径が最大値Ｄ２を有するＢモード画像を特定することができる。さらに、血管の直径が最小値Ｄ１を有するＢモード画像と血管の直径が最大値Ｄ２を有するＢモード画像を特定する際に、第１期間ＦＰ内および第２期間ＳＰ内のＢモード画像における血管の直径を互いに比較すればよく、ノイズの影響等に起因して輝度値に変動が生じたＢモード画像を誤って特定するおそれを低減することができる。

時相サーチ期間特定部１６は、ドプラ処理部７により生成されたドプラデータに基づいて、各心拍期間ＨＣにおける第１期間ＦＰと第２期間ＳＰの少なくとも一方を時相サーチ期間として特定する。ここで、時相サーチ期間とは、各心拍期間ＨＣにおいて血管の直径が最大となるＢモード画像信号と血管の直径が最小となるＢモード画像信号の少なくとも一方を特定するための期間である。
なお、時相サーチ期間特定部１６は、図８に示すように、各心拍期間ＨＣにおいてドプラ波形ＷＤの包絡線Ｅを設定し、設定された包絡線Ｅに基づいて時相サーチ期間を特定するものとする。

画像メモリ１１は、Ｂモード処理部６により連続的に生成された複数フレームのＢモード画像信号を保存するメモリである。画像メモリ１１としては、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。

フレーム特定部１２は、画像メモリ１１に保存された複数フレームのＢモード画像信号のうち、時相サーチ期間特定部１６により特定された時相サーチ期間内における複数フレームのＢモード画像信号を解析することにより、各心拍期間ＨＣにおいて血管の直径が最大となるフレームのＢモード画像信号および血管の直径が最小となるフレームのＢモード画像信号の少なくとも一方を特定する。この際に、フレーム特定部１２は、例えば、時相サーチ期間内の各フレームのＢモード画像信号において血管の直径を算出し、算出された血管の直径に基づいて、血管の直径が最大となるフレームのＢモード画像信号および血管の直径が最小となるフレームのＢモード画像信号の少なくとも一方を特定することができる。

フレーム特定部１２は、各フレームのＢモード画像信号において血管の直径を算出する際に、例えば、図９に示すように、入力装置１９を介したユーザの入力操作等によりＢモード画像ＵＢに設定された縦方向の直線ＳＬ上におけるＢモード画像ＵＢの輝度が、一定の値よりも高い２点の位置を血管前壁Ｗ１の位置および血管後壁Ｗ２の位置として特定し、特定された２点間のＢモード画像ＵＢ上の距離Ｌを算出することができる。なお、例えば、直線ＳＬとして、Ｂモード画像ＵＢの中心を通る垂直線を使用してもよい。
フレーム特定部１２は、時相サーチ期間の第１期間ＦＰ内において、このようにして算出された血管の直径が最小となるフレームのＢモード画像信号を特定する。また、フレーム特定部１２は、時相サーチ期間の第２期間ＳＰにおいて、このようにして算出された血管の直径が最大となるフレームのＢモード画像信号を特定する。

血管径算出部１３は、フレーム特定部１２により特定された、血管の直径が最小となるフレームのＢモード画像信号および血管の直径が最大となるフレームのＢモード画像信号の少なくとも一方に基づいて、血管の最大径および最小径の少なくとも一方を算出する。例えば、血管径算出部１３は、血管の直径が最大となるフレームのＢモード画像信号において、フレーム特定部１２により血管の直径として算出されたＢモード画像ＵＢ上の距離Ｌを、血管の実際の直径に換算する等により、血管の最大径を算出することができる。また、例えば、血管径算出部１３は、血管の直径が最小となるフレームのＢモード画像信号において、フレーム特定部１２により血管の直径として算出されたＢモード画像ＵＢ上の距離Ｌに基づいて、血管の最小径を算出することができる。

断面積算出部１４は、血管が円形の断面を有するものとして、血管径算出部１３により算出された血管の直径に基づいて、血管の断面積を算出する。例えば、血管径算出部１３により、血管の最小径が算出された場合に、断面積算出部１４は、血管の最小径を用いて血管の断面積を算出する。また、例えば、血管径算出部１３により、血管の最大径が算出された場合に、断面積算出部１４は、血管の最大径を用いて血管の断面積を算出する。また、例えば、血管径算出部１３により、血管の最小径および最大径の双方が算出された場合には、断面積算出部１４は、血管の最小径と最大径に基づいて血管の平均径を算出し、算出された血管の平均径を用いて血管の断面積を算出することができる。

血流速度算出部１７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１７は、各心拍期間ＨＣ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１５は、断面積算出部１４により算出された血管の断面積と、血流速度算出部１７により算出された血流速度とに基づいて、血管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。

格納部２０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、ＳＳＤ、ＦＤ、ＭＯディスク、ＭＴ、ＲＡＭ、ＣＤ、ＤＶＤ、ＳＤカード、ＵＳＢ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、ゲート設定部１０、フレーム特定部１２、血管径算出部１３、断面積算出部１４、血流量計測部１５、時相サーチ期間特定部１６、血流速度算出部１７および装置制御部１８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、ゲート設定部１０、フレーム特定部１２、血管径算出部１３、断面積算出部１４、血流量計測部１５、時相サーチ期間特定部１６、血流速度算出部１７および装置制御部１８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。

次に、図１０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、図６に示すように、入力装置１９を介したユーザの入力操作に基づいて、ゲート設定部１０により、Ｂモード画像ＵＢ上にドプラゲートＤＧが設定される。

次に、ステップＳ２において、Ｂモード処理部６とドプラ処理部７により、心拍期間ＨＣよりも長い定められた期間にわたって、Ｂモード画像信号とドプラ波形画像信号が生成される。この際に、Ｂモード処理部６は、少なくとも血管領域ＢＲが撮像されているＢモード画像信号を順次、連続的に生成し、生成されたＢモード画像信号に基づくＢモード画像ＵＢを表示装置９に表示させる。また、ドプラ処理部７は、ステップＳ１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、ドプラ波形画像信号を順次、連続的に生成し、生成されたドプラ波形画像信号に基づくドプラ波形画像ＵＤを表示装置９に表示させる。これにより、例えば図１１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。また、ステップＳ２で生成された複数フレームのＢモード画像信号は、画像メモリ１１に保存される。

続くステップＳ３において、時相サーチ期間特定部１６は、ステップＳ２で生成されたドプラ波形画像ＵＤに基づいて時相サーチ期間を特定する。この際に、時相サーチ期間特定部１６は、図７に示すように、時相サーチ期間として、ドプラ波形画像ＵＤにおける血流速度が最小値Ｖ１を有する時点Ｔ１から最大値Ｖ２を有する時点Ｔ２までの第１期間ＦＰと、血流速度が最大値Ｖ２を有する時点Ｔ２から各心拍期間ＨＣよりも短い時間、例えば０．２５秒等に設定された定められた時間が経過する時点Ｔ３までの第２期間ＳＰの少なくとも一方を特定する。図７に示すように、第１期間ＦＰにおいて、血管の直径が最小値Ｄ１を有し、第２期間ＳＰにおいて、血管の直径が最大値Ｄ２を有する。

ステップＳ４において、フレーム特定部１２は、ステップＳ２で生成された複数フレームのＢモード画像信号のうち、ステップＳ３で特定された時相サーチ期間における複数フレームのＢモード画像信号を解析することにより、各心拍期間ＨＣにおいて血管の直径が最大となるフレームのＢモード画像信号および血管の直径が最小となるフレームのＢモード画像信号の少なくとも一方を特定する。

例えば、ステップＳ３で時相サーチ期間として第１期間ＦＰが特定された場合に、フレーム特定部１２は、第１期間ＦＰ内の複数フレームのＢモード画像信号において血管壁を検出し、検出された血管壁に基づいて、血管の直径を算出し、算出された血管の直径が最小値Ｄ１を有するフレームのＢモード画像信号を特定する。
ここで、フレーム特定部１２は、各フレームのＢモード画像信号において血管の直径を算出する際に、例えば、図９に示すように、入力装置１９を介したユーザの入力操作等によりＢモード画像ＵＢに設定された、縦方向の直線ＳＬ上におけるＢモード画像ＵＢの輝度が一定の値よりも高い２点の位置を、血管前壁Ｗ１の位置および血管後壁Ｗ２の位置として特定し、特定された２点間のＢモード画像ＵＢ上の距離Ｌを算出することができる。

また、例えば、ステップＳ３で時相サーチ期間として第２期間ＳＰが特定された場合に、フレーム特定部１２は、第２期間ＳＰ内の複数フレームのＢモード画像信号において血管壁を検出し、検出された血管壁に基づいて、血管の直径を算出し、算出された血管の直径が最大値Ｄ２を有するフレームのＢモード画像信号を特定する。
なお、ステップＳ３で時相サーチ期間として第１期間ＦＰと第２期間ＳＰの双方が特定された場合には、第１期間ＦＰ内において血管の直径が最小値Ｄ１を有するフレームのＢモード画像信号を特定し、且つ、第２期間ＳＰ内において血管の直径が最大値Ｄ２を有するフレームのＢモード画像信号を特定する。

このように、フレーム特定部１２は、ステップＳ３で特定された時相サーチ期間内において血管の直径が最小となるフレームのＢモード画像信号と血管の直径が最大となるフレームのＢモード画像信号の少なくとも一方を特定するため、超音波診断装置１における負担を軽減し、血管の直径が最小となるフレームのＢモード画像信号と血管の直径が最大となるフレームのＢモード画像信号の少なくとも一方を短時間に且つ容易に特定することができる。また、フレーム特定部１２は、ノイズの影響等に起因して輝度値に変動が生じたＢモード画像信号を誤って特定するおそれを低減することができる。

ステップＳ５において、血管径算出部１３は、ステップＳ４で特定された、血管の直径が最小となるフレームのＢモード画像信号および血管の直径が最大となるフレームのＢモード画像信号の少なくとも一方に基づいて、血管の最大径および最小径の少なくとも一方を算出する。例えば、ステップＳ３で時相サーチ期間として第１期間ＦＰが特定され且つステップＳ４で血管の直径が最小となるフレームのＢモード画像信号が特定された場合に、血管径算出部１３は、血管の直径が最小となるフレームのＢモード画像信号において、ステップＳ４で血管の直径として算出されたＢモード画像ＵＢ上の距離Ｌを血管の実際の直径に換算する等により、血管の最小径を算出することができる。

また、例えば、ステップＳ３で時相サーチ期間として第２期間ＳＰが特定され且つステップＳ４で血管の直径が最大となるフレームのＢモード画像信号が特定された場合に、血管径算出部１３は、血管の直径が最大となるフレームのＢモード画像信号において、ステップＳ４で血管の直径として算出されたＢモード画像ＵＢ上の距離Ｌを血管の実際の直径に換算する等により、血管の最大径を算出することができる。

また、例えば、ステップＳ３で時相サーチ期間として第１期間ＦＰと第２期間ＳＰの双方が特定され且つステップＳ４で血管の直径が最小となるフレームのＢモード画像信号と血管の直径が最大となるフレームのＢモード画像信号の双方が特定された場合に、血管径算出部１３は、血管の最小径と最大径の双方を算出することができる。

ステップＳ６において、断面積算出部１４は、血管が円形の断面を有するものとして、ステップＳ５で算出された血管の最小径と最大径の少なくとも一方を用いて、血管の断面積を算出する。例えば、ステップＳ５で血管の最小径が算出された場合に、断面積算出部１４は、血管の最小径を用いて血管の断面積を算出する。また、例えば、ステップＳ５で血管の最大径が算出された場合に、断面積算出部１４は、血管の最大径を用いて血管の断面積を算出する。また、例えば、ステップＳ５で血管の最小径と最大径の双方が算出された場合には、断面積算出部１４は、血管の最小径と最大径に基づいて血管の平均径を算出し、算出された血管の平均径を用いて血管の断面積を算出することができる。

ステップＳ７において、血流速度算出部１７は、ステップＳ２で生成されたドプラデータに基づいて、血流速度を算出する。
ステップＳ８において、血流量計測部１５は、血管の最小径、最大径または平均径に基づいてステップＳ６で算出された血管の断面積とステップＳ７で算出された血流速度とに基づいて、血管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し、図１２に示すように、血流量の計測値ＭＶを表示装置９に表示する。図９に示す例では、Ｂモード画像ＵＢおよびドプラ波形画像ＵＤと共に、血流量の計測値ＭＶが表示装置９に表示されている。
このようにして、ステップＳ８で血流量が計測されると、超音波診断装置１の動作が終了する。

ここで、一連のフレームのＢモード画像の中から、例えば、画像が鮮明であるという理由でユーザにより選択されたフレームのＢモード画像に基づいて血流量の計測が行われると、血流量を計測する毎に、血管が最小径を有する条件または最大径を有する条件が異なってしまい、同一の被検体に対して、過去に計測された血流量の計測値と新たに計測された血流量の値を比較する際に、正確な比較が困難となってしまうという問題があった。

本発明の実施の形態１に係る超音波診断装置１では、血管の最小径、最大径または平均径に基づいてステップＳ６で算出された血管の断面積とステップＳ７で算出された血流速度とに基づいて、ステップＳ８で血流量が計測されるため、一定の基準に従って、血流量が算出される。そのため、例えば、過去に計測された血流量の計測値と新たに計測された血流量の値を比較する際に、一定の条件に従う正確な比較を行うことが可能である。

また、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、時相サーチ期間特定部１６により特定された時相サーチ期間内において血管の直径が最小となるフレームのＢモード画像信号と血管の直径が最大となるフレームのＢモード画像信号の少なくとも一方が特定されるため、定められた期間内にドプラ波形画像信号と共に生成されたすべてのＢモード画像信号を用いる場合よりも小さい計算量で血管の直径が最小となるフレームのＢモード画像信号と血管の直径が最大となるフレームのＢモード画像信号の少なくとも一方を特定することができる。そのため、超音波診断装置１における負担を軽減し、血管の直径が最小となるフレームのＢモード画像信号と血管の直径が最大となるフレームのＢモード画像信号の少なくとも一方を短時間に且つ容易に特定することができる。

さらに、超音波診断装置１によれば、血管の直径が最小となるフレームのＢモード画像信号と血管の直径が最大となるＢモード画像信号の少なくとも一方を特定する際に、第１期間ＦＰ内と第２期間ＳＰ内の少なくとも一方のＢモード画像信号における血管の直径を互いに比較すればよく、ノイズの影響等に起因して輝度値に変動が生じたＢモード画像信号を誤って特定するおそれを低減することができる。そのため、血管径算出部１３により、血管の最小径および最大径の少なくとも一方が正確に算出され、血流量計測部１５により算出される血流量についても、正確な値が計測されることが可能である。

なお、時相サーチ期間特定部１６は、ドプラ波形画像ＵＤにおける血流速度が最小値Ｖ１を有する時点Ｔ１から最大値Ｖ２を有する時点Ｔ２までの第１期間ＦＰに対して、第２期間ＳＰを、血流速度が最大値Ｖ２を有する時点Ｔ２から各心拍期間ＨＣよりも短い時間、例えば０．２５秒等に設定された定められた時間が経過する時点Ｔ３までの期間として特定するが、第２期間ＳＰの特定方法は、これに限定されない。
例えば、時相サーチ期間特定部１６は、第１期間ＦＰと第２期間ＳＰとの和が、心拍期間ＨＣの半分の時間幅を有するように、血流速度が最大値Ｖ２を有する時点Ｔ２から定められた時間が経過する時点Ｔ３までの期間を第２期間ＳＰとして特定することができる。

また、例えば、時相サーチ期間特定部１６は、第２期間ＳＰが心拍期間ＨＣの１０％以上２０％以下の時間幅を有するように、血流速度が最大値Ｖ２を有する時点Ｔ２から定められた時間が経過する時点Ｔ３までの期間を第２期間ＳＰとして特定することもできる。この際に、第１期間ＦＰについても、心拍期間ＨＣの１０％以上２０％以下の時間幅を有することが好ましい。
また、例えば、時相サーチ期間特定部１６は、第２期間ＳＰが第１期間ＦＰと同一の時間幅を有するように、血流速度が最大値Ｖ２を有する時点Ｔ２から定められた時間が経過する時点Ｔ３までの期間を第２期間ＳＰとして特定することもできる。

また、Ｂモード処理部６とドプラ処理部７により、定められた期間にわたってＢモード画像信号とドプラ波形画像信号が連続的に生成されているが、Ｂモード画像信号とドプラ波形画像信号が生成される代わりに、定められた期間にわたって生成されたＢモード画像信号と、同一の定められた期間にわたって生成されたドプラ波形画像信号が予め保存された図示しないメモリが超音波診断装置１に備えられていてもよい。この場合には、時相サーチ期間特定部１６により、図示しないメモリに保存されたドプラ波形画像信号に基づいて時相サーチ期間が特定され、フレーム特定部１２により、図示しないメモリに保存された複数フレームのＢモード画像信号のうち時相サーチ期間内の複数フレームのＢモード画像信号に基づいて、血管径が最小となるフレームのＢモード画像信号と血管径が最大となるフレームのＢモード画像信号の少なくとも一方が特定される。

そのため、Ｂモード画像信号とドプラ波形画像信号が生成される代わりに、定められた期間にわたって生成されたＢモード画像信号と、同一の定められた期間にわたって生成されたドプラ波形画像信号が予め保存された、図示しないメモリが超音波診断装置１に備えられている場合でも、超音波診断装置１は、Ｂモード画像信号とドプラ波形画像信号が生成される場合と同様に、血管の直径が最小となるフレームのＢモード画像信号と血管の直径が最大となるフレームのＢモード画像信号の少なくとも一方を特定する際の負担を軽減し、血管の直径が最小となるフレームのＢモード画像信号と血管の直径が最大となるフレームのＢモード画像信号の少なくとも一方を短時間に且つ容易に特定することができる。さらに、超音波診断装置１は、ノイズの影響等に起因して輝度値に変動が生じたＢモード画像信号を誤って特定するおそれを低減することができる。

また、図１０のフローチャートにおけるステップＳ２で、Ｂモード処理部６とドプラ処理部７により、定められた期間においてＢモード画像信号とドプラ波形画像信号が生成された後、ステップＳ３において時相サーチ期間が特定されるが、ステップＳ２の定められた期間内で順次生成されるドプラ波形画像信号に基づいて、リアルタイムに時相サーチ期間を特定する処理が行われてもよい。この場合に、時相サーチ期間特定部１６は、例えば、心拍期間ＨＣに満たない期間においてドプラ処理部７がドプラ波形画像信号を生成する毎に、生成されたドプラ波形画像信号に基づいて、時相サーチ期間を特定する処理を行う。この場合には、Ｂモード処理部６とドプラ処理部７により、第１期間ＦＰ以降または第２期間ＳＰ以降においてＢモード画像信号とドプラ波形画像信号が取得される必要がなくなるため、より短時間に且つ容易に、血管の直径が最小となるＢモード画像信号および血管の直径が最大となるＢモード画像信号の少なくとも一方が特定される。

また、フレーム特定部１２は、Ｂモード処理部６により生成されたＢモード画像信号に基づいて、血管の直径が最小となるフレームのＢモード画像信号と血管の直径が最大となるフレームのＢモード画像信号を特定する代わりに、受信回路４により生成されたＲＦデータに基づいて、血管の直径が最小となるフレームのＲＦデータと血管の直径が最大となるフレームのＲＦデータを特定することもできる。この場合でも、フレーム特定部１２により、Ｂモード画像信号に基づいて、血管の直径が最小となるフレームのＢモード画像信号と血管の直径が最大となるフレームのＢモード画像信号が特定される場合と同様に、超音波診断装置１における負担を軽減して、血管の直径が最小となるフレームのＲＦデータと血管の直径が最大となるフレームのＲＦデータが容易に且つ正確に特定されることができる。

実施の形態２
実施の形態１では、フレーム特定部１２により、血管の直径が最小となるフレームのＢモード画像信号と血管の直径が最大となるフレームのＢモード画像信号の双方が特定され、血管径算出部１３により、各心拍期間ＨＣにおける血管の最小径と最大径の双方が算出されることができるが、例えば、このようにして算出された血管の最小径と最大径を用いて、血管の弾性を表す弾性指標を算出することができる。

図１３に示すように、本発明の実施の形態２に係る超音波診断装置１Ａ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、装置制御部１８の代わりに装置制御部１８Ａを備え、弾性指標算出部４１が追加されたものである。
超音波診断装置１Ａにおいて、血管径算出部１３に弾性指標算出部４１が接続され、弾性指標算出部４１に表示制御部８および装置制御部１８Ａが接続されている。また、Ｂモード処理部６、ドプラ処理部７、表示制御部８、ゲート設定部１０、フレーム特定部１２、血管径算出部１３、断面積算出部１４、血流量計測部１５、時相サーチ期間特定部１６、血流速度算出部１７、装置制御部１８Ａおよび弾性指標算出部４１により、超音波診断装置１Ａ用のプロセッサ２２Ａが構成されている。

弾性指標算出部４１は、血管径算出部１３により算出された血管の最大径と最小径との差に基づいて、血管の弾性指標を算出する。血管の弾性指標とは、血管の弾性を表す指標である。血管の最大径と最小径との差が大きいほど、血管の直径の変化が大きく、血管の弾性率が低いと判断でき、血管の最大径と最小径との差が小さいほど、血管の直径の変化が小さく、血管の弾性率が高いと判断できる。そのため、弾性指標算出部４１は、例えば、血管の最大径と最小径との差を、血管の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４１は、例えば、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もできる。

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Ｐ１と、血管の直径が最大となる時点における被検体の血圧Ｐ２とを計測することにより、弾性指標算出部４１は、血圧Ｐ１、Ｐ２、心拍期間ＨＣにおける血管の直径の最小値Ｄ１、心拍期間ＨＣにおける血管の直径の最大値Ｄ２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Ｂ＝｛Ｌｏｇ（Ｐ２／Ｐ１）｝／｛（Ｄ２／Ｄ１）－１｝を弾性指標として算出することもできる。

以上から、本発明の実施の形態２に係る超音波診断装置１Ａによれば、実施の形態１に係る超音波診断装置１と同様に、血管の直径が最小となるフレームのＢモード画像信号と血管の直径が最大となるＢモード画像信号を特定する際に、超音波診断装置１Ａにおける負担を軽減し、血管の直径が最小となるフレームのＢモード画像信号と血管の直径が最大となるＢモード画像信号を短時間に且つ容易に特定し、さらに、ノイズの影響等に起因して輝度値に変動が生じたＢモード画像信号を誤って特定するおそれを低減することができるため、弾性指標についても、短時間に且つ容易に且つ正確に算出されることができる。

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１９、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１９、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１４に示すように、実施の形態３における超音波診断装置１Ｂは、表示装置９、入力装置１９、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５１に接続されたものである。超音波診断装置本体５１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１９、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２０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１Ｂ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、時相サーチ期間特定部１６により特定された時相サーチ期間内において血管の直径が最小となるフレームのＢモード画像信号と血管の直径が最大となるフレームのＢモード画像信号の少なくとも一方が特定されるため、定められた期間内にドプラ波形画像信号と共に生成されたすべてのＢモード画像信号を用いる場合よりも小さい計算量で血管の直径が最小となるフレームのＢモード画像信号と血管の直径が最大となるフレームのＢモード画像信号の少なくとも一方を特定することができる。そのため、超音波診断装置１における負担を軽減し、血管の直径が最小となるフレームのＢモード画像信号と血管の直径が最大となるフレームのＢモード画像信号の少なくとも一方を短時間に且つ容易に特定することができる。

さらに、超音波診断装置１Ｂによれば、実施の形態１の超音波診断装置１と同様に、血管の直径が最小となるフレームのＢモード画像信号と血管の直径が最大となるＢモード画像信号の少なくとも一方を特定する際に、第１期間ＦＰ内と第２期間ＳＰ内の少なくとも一方のＢモード画像信号における血管の直径を互いに比較すればよく、ノイズの影響等に起因して輝度値に変動が生じたＢモード画像信号を誤って特定するおそれを低減することができる。

また、表示装置９、入力装置１９、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５１と接続されているため、超音波診断装置本体５１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１９、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１９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１９、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５１に接続されているが、この際に、表示装置９、入力装置１９、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３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，１Ｂ 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 ゲート設定部、１１ 画像メモリ、１２ フレーム特定部、１３ 血管径算出部、１４ 断面積算出部、１５ 血流量計測部、１６ 時相サーチ期間特定部、１７ 血流速度算出部、１８，１８Ａ 装置制御部、１９ 入力装置、２０ 格納部、２１ 超音波プローブ、２２，２２Ａ 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 弾性指標算出部、５１ 超音波診断装置本体、５２ 送受信回路、ＢＲ 血管領域、Ｄ１，Ｖ１ 最小値、Ｄ２，Ｖ２ 最大値、ＤＧ ドプラゲート、Ｅ 包絡線、ＦＰ 第１期間、ＨＣ 心拍期間、Ｌ 距離、ＭＶ 計測値、ＳＬ 直線、ＳＰ 第２期間、Ｔ１，Ｔ２，Ｔ３，Ｔ４ 時点、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。

Claims (13)

1. 被検体の血管が含まれる領域に対して定められた期間にわたってＢモードデータとドプラデータとが連続的に取得される超音波診断装置であって、
   前記ドプラデータに基づいて各心拍期間における時相サーチ期間を特定する時相サーチ期間特定部と、
   前記時相サーチ期間特定部により特定された前記時相サーチ期間内における複数フレームの前記Ｂモードデータを解析することにより、各心拍期間において前記血管の直径が最大となるフレームのＢモードデータおよび前記血管の直径が最小となるフレームのＢモードデータの少なくとも一方を特定するフレーム特定部と
   を備える超音波診断装置。
2. 前記フレーム特定部により特定された、前記血管の直径が最大となるフレームのＢモードデータおよび前記血管の直径が最小となるフレームのＢモードデータの少なくとも一方に基づいて前記血管の最大径および最小径の少なくとも一方を算出する血管径算出部をさらに備える請求項１に記載の超音波診断装置。
3. 前記血管径算出部により算出された前記血管の最大径および最小径の少なくとも一方を用いて前記血管の断面積を算出する断面積算出部と、
   各心拍期間における前記ドプラデータを取得するドプラ処理部と、
   前記ドプラ処理部により取得された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、
   前記断面積算出部により算出された前記断面積と前記血流速度算出部により算出された前記血流速度に基づいて血流量を計測する血流量計測部と
   をさらに備える請求項２に記載の超音波診断装置。
4. 前記時相サーチ期間特定部は、各心拍期間におけるドプラデータが最小値を有する時点を含む第１期間を前記時相サーチ期間として特定し、
   前記フレーム特定部は、前記第１期間内における複数フレームの前記Ｂモードデータに基づいて前記血管の直径が最小となるフレームのＢモードデータを特定し、
   前記血管径算出部は、前記フレーム特定部により特定された、前記血管の直径が最小となるフレームのＢモードデータに基づいて、前記血管の最小径を算出し、
   前記断面積算出部は、前記血管径算出部により算出された前記血管の最小径を用いて前記血管の断面積を算出する請求項３に記載の超音波診断装置。
5. 前記時相サーチ期間特定部は、各心拍期間におけるドプラデータが最大値を有する時点を含む第２期間を前記時相サーチ期間として特定し、
   前記フレーム特定部は、前記第２期間内における複数フレームの前記Ｂモードデータに基づいて前記血管の直径が最大となるフレームのＢモードデータを特定し、
   前記血管径算出部は、前記フレーム特定部により特定された、前記血管の直径が最大となるフレームのＢモードデータに基づいて、前記血管の最大径を算出し、
   前記断面積算出部は、前記血管径算出部により算出された前記血管の最大径を用いて前記血管の断面積を算出する請求項３に記載の超音波診断装置。
6. 前記時相サーチ期間特定部は、各心拍期間におけるドプラデータが最小値を有する時点を含む第１期間および各心拍期間におけるドプラデータが最大値を有する時点を含む第２期間を有する前記時相サーチ期間を特定し、
   前記フレーム特定部は、前記第１期間内における複数フレームの前記Ｂモードデータに基づいて前記血管の直径が最小となるフレームのＢモードデータを特定し、且つ、前記第２期間内における複数フレームの前記Ｂモードデータに基づいて前記血管の直径が最大となるフレームのＢモードデータを特定し、
   前記血管径算出部は、前記フレーム特定部により特定された、前記血管の直径が最小となるフレームのＢモードデータに基づいて、前記血管の最小径を算出し、且つ、前記フレーム特定部により特定された、前記血管の直径が最大となるフレームのＢモードデータに基づいて、前記血管の最大径を算出し、
   前記断面積算出部は、前記血管径算出部により算出された前記血管の最小径および前記血管の最大径とから算出された各心拍期間における前記血管の平均径を用いて前記血管の断面積を算出する請求項３に記載の超音波診断装置。
7. 前記第１期間は、各心拍期間におけるドプラデータが最小値を有する時点から最大値を有する時点までの期間である請求項４または６に記載の超音波診断装置。
8. 前記第２期間は、各心拍期間におけるドプラデータが最大値を有する期間から各心拍期間よりも短い時間に設定された定められた時間が経過するまでの期間である請求項５または６に記載の超音波診断装置。
9. 前記第１期間および前記第２期間は、それぞれ、各心拍期間の１０％以上２０％以下の時間幅を有する請求項４～６のいずれか一項に記載の超音波診断装置。
10. 前記血管の最大径と前記血管の最小径との差に基づいて前記血管の弾性指標を算出する弾性指標算出部をさらに備える請求項６に記載の超音波診断装置。
11. 超音波プローブと、
    前記超音波プローブを介して前記被検体内に超音波ビームを送信し且つ前記被検体内から超音波エコーを受信して受信データを生成する送受信回路と、
    前記送受信回路により生成された前記受信データに基づいて前記Ｂモードデータを生成するＢモード処理部と
    をさらに備える請求項１～１０のいずれか一項に記載の超音波診断装置。
12. 被検体の血管が含まれる領域に対して定められた期間にわたってＢモードデータとドプラデータとが連続的に取得される超音波診断装置の制御方法であって、
    前記ドプラデータに基づいて各心拍期間における時相サーチ期間を特定し、
    特定された前記時相サーチ期間内における複数フレームの前記Ｂモードデータを解析することにより、各心拍期間において前記血管の直径が最大となるフレームのＢモードデータおよび前記血管の直径が最小となるフレームのＢモードデータの少なくとも一方を特定する
    超音波診断装置の制御方法。
13. 被検体の血管が含まれる領域に対して定められた期間にわたってＢモードデータとドプラデータとを連続的に取得し、前記ドプラデータに基づいて各心拍期間における時相サーチ期間を特定し、特定された前記時相サーチ期間内における複数フレームの前記Ｂモードデータを解析することにより、各心拍期間において前記血管の直径が最大となるフレームのＢモードデータおよび前記血管の直径が最小となるフレームのＢモードデータの少なくとも一方を特定する超音波診断装置用プロセッサ。

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