JP2006130162A - 超音波診断装置 - Google Patents

Abstract

【課題】体腔内の正確な立体構造が認識できる２次元超音波画像を生成することができる超音波診断装置を提供する。
【解決手段】超音波診断装置１は、プローブ３に具備した超音波振動子９を用いて断層像である複数の第１の２次元超音波画像を作成する超音波観測装置２と、複数の第１の２次元超音波画像のそれぞれの位置及び方向を示す位置情報を検出する位置算出装置５と、位置情報に基づき、複数の第１の２次元超音波画像に対して所定の画像処理を行う画像処理装置を有する。所定の画像処理は、互いに平行な平面に沿って切り出した複数の第２の２次元超音波画像を生成する。
【選択図】図７

Description

本発明は、生体に超音波を送信し生体組織からの反射波を受信して超音波画像を得る超音波診断装置に関する。

超音波診断装置は、被検体である生体内に超音波を送信し、その反射信号から生体の断層像である超音波画像を生成する。超音波画像は、リアルタイムで生体内の様子を観察でき、医療診断のために広く普及し利用されている。

例えば特開平５−４２１４８号には、３次元画像構築を行う際、スパイラル走査を行うため、超音波プローブの根元側にある専用の駆動装置によって超音波プローブを進退させることにより超音波プローブの軸方向における位置を推定する超音波診断装置が開示されている。

また、例えば特開平６−２６１９００号には、磁場発生手段を超音波プローブ先端部に具備し、外部の磁気センサによって超音波プローブ先端部の位置及び配向を特定する超音波診断装置が開示されている。

こうした超音波診断装置は、３次元超音波画像を得ることができるが、診断の際には２次元超音波画像も必要である。そのため、複数の２次元超音波画像を一覧表示させ、所望の２次元超音波画像を観察することがある。

また、例えば、特許第３３５０２０８号で開示される画像表示装置では、被検体の体軸方向または時間軸方向に沿ってＸ線を用いて得られた不均等間隔の複数枚の原画像に対し、原画像を補間・加算平均して等間隔な画像を生成している。
特開平５−４２１４８号 特開平６−２６１９００号 特許第３３５０２０８号

超音波診断においては、体腔内の正確な立体構造を認識することが、診断上有効である。そのため、超音波画像が３次元的に構成されている方が、立体構造を認識するのに有用である。３次元の超音波画像上で認識した箇所、例えば患部を詳細に観察する場合には、その患部の２次元の超音波画像が必要となる。患部が複数ある場合は、複数の２次元の超音波画像が必要となる。

しかし、特開平５−４２１４８号に開示の超音波診断装置では３次元的な画像を得ることができるが、開示された超音波プローブが軸方向に直線状的にしか走査できず、例えば湾曲した管腔の超音波画像を３次元的に得ることはできなかった。

また、特開平６−２６１９００号によれば、湾曲した管腔の画像データを３次元的に得ることができるが、湾曲した管腔の形状に沿ってプローブを進退させたときに得られる２次元超音波断層像は、様々な方向を向いたものである。そのため、複数枚の２次元超音波断層像を表示装置に一覧表示した場合は、それぞれの断層像は必ずしも１つの視線方向から観察したものとはなっていない。つまり、一覧表示された断層像群から想像理解される体腔内の立体構造は、本来の構造とは違ったものになる虞がある。

一方、特許第３３５０２０８号で開示されるＸ線を用いた画像表示装置では、不均等間隔の複数枚の２次元の原画像に対して補間・加算平均を行い、等間隔な新たな２次元画像を生成して一覧表示している。しかしながら、元となる２次元の原画像は被検体の体軸方向又は時間軸方向に沿っている必要、あるいは沿っていなければならないという制限があった。湾曲した管腔の超音波画像は必ずしも被検体の体軸方向又は時間軸方向に沿わないため、特許第３３５０２０８号で開示される画像表示装置の技術を用いて、観察したい患部の２次元の超音波画像を得ることができなかった。
本発明は、以上の点に鑑みて成されたものであり、体腔内の正確な立体構造が認識できる２次元超音波画像を生成する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。

本発明の超音波診断装置は、プローブに具備した超音波振動子を用いて断層像である複数の第１の２次元超音波画像を作成する超音波断層像作成手段と、前記複数の第１の２次元超音波画像のそれぞれの位置及び方向を示す位置情報を検出する位置検出手段と、前記位置情報に基づき、前記複数の第１の２次元超音波画像に対して所定の画像処理を行う画像処理手段とを有し、前記所定の画像処理は、互いに平行な平面に沿って切り出した複数の第２の２次元超音波画像を生成する。

本発明によれば、互いに平行な面に沿って切り出された複数の２次元超音波画像を生成し、表示することができるので、体腔内の正確な立体構造を認識することができる。

以下、本発明を実施の形態により図面を用いて説明する。
（第１の実施の形態）
図１は、本発明の第１の実施の形態に係る超音波診断装置の構成を示すブロック図である。超音波診断装置１は、超音波観測装置２と、被検体の体腔内へ挿入するプローブ３と、複数の受信コイルからなる受信アンテナ４と、位置算出装置５と、画像処理装置６と、入出力インターフェース装置７を含む。

プローブ３は、体腔内へ挿入される挿入部３ａと、プローブ自体を操作する操作部８とからなる。挿入部３ａには、超音波振動子９と、送信コイル１０とが設けられている。プローブ３の操作部８には、図示しないモータが設けられており、超音波振動子９はこのモータと図示しないシャフトで接続されている。入出力インターフェース装置７は、マウス１１と、キーボード１２と、モニタ１３と、プリンタ１４とからなる。

図２は、挿入部３ａの先端部の構成を説明するための模式図である。図３は、図２のＩＩＩ−ＩＩＩ線に沿った断面を説明するための模式図である。ここでは、超音波振動子９に接続されているシャフト、及び送信コイル１０の配線は省略し、それぞれの配置状態を示す。図２に示されるように、超音波振動子９と送信コイル１０は、可撓性のあるプローブ３の挿入部３ａの先端部に位置している。送信コイル１０は、プローブ３の挿入軸方向Ｖに設けられた第１コイル１０ａと、挿入軸方向Ｖに垂直な方向Ｖ_１２に設けられた第２コイル１０ｂにより構成される。以降、単に送信コイル１０と記述した場合は、第１コイル１０ａと第２コイル１０ｂを含む。特に第２コイル１０ｂは、後述する様に超音波振動子９で得られる超音波画像の１２時方向と平行な向きに設けられている。

位置算出装置５は、送信コイル１０および受信アンテナ４と各々電気的に接続される。また、画像処理装置６は大容量の画像メモリ１５を有し、多数の画像を記憶することができる。

以上の構成に係る超音波診断装置１の作用について、次に説明する。
超音波振動子９は、プローブ３の操作部８内にあるモータにより、回転しながら体腔内で超音波の送受信を繰り返し、プローブ３の挿入方向に対して直交する平面内を放射状に走査を行なう。この走査方法は、一般的にラジアル走査として知られている。

超音波振動子９は、このラジアル走査で受信したエコーを電気信号に変換し、超音波観測装置２に出力する。超音波断層像作成手段としての超音波観測装置２は、エコー信号に包絡線検波、対数増幅、アナログ・デジタル（以下、Ａ／Ｄと略す）変換、そして極座標系から直交座標系への変換等の処理を行い、一回のラジアル走査に対して一枚の２次元の超音波画像データを作成する。作成された２次元超音波画像（第１の２次元超音波画像）のデータは画像処理装置６へ出力される。ここでは、２次元超音波画像データの作成に関する詳細は公知であるため省略する。

送信コイル１０は、周囲の空間に向かって例えば交流磁場を励振する。受信アンテナ４は、送信コイル１０からの磁場を感知する。受信アンテナ４は、感知した磁場を電流に変換し、電気信号として位置算出装置５へ出力する。位置検出手段としての位置算出装置５は、電気信号をＡ／Ｄ変換して送信コイル１０の位置を表す位置ベクトルｒ＝（ｘ、ｙ、ｚ）と、送信コイルの巻線軸の方向を表す２つの方向ベクトルＶとＶ_１２とを検出する。位置算出装置５によって算出される位置及び方向は、作成された２次元超音波画像の位置と方向を示すことになる。本実施の形態では、２次元超音波画像の位置は、所定の原点に対する位置であり、２次元超音波画像の方向は、所定の３次元空間内における２次元超音波画像の法線方向及び２次元超音波画像内における所定の方向（例えば１２時方向）である。

ところで、超音波振動子９と送信コイル１０とは双方とも体腔内に挿入されるプローブ３の先端部に設けられており、双方が近傍に固定されるため、送信コイル１０の位置は超音波振動子９の回転中心位置と考えて実使用上差し支えない。

そこで、次に図４を用いて位置ベクトルｒと２つの方向ベクトルＶとＶ_１２を説明する。図４は、第１の実施の形態に係る位置ベクトルと方向ベクトルを説明するための図である。送信コイル１０の位置ベクトルｒは、超音波画像の中心Ｒの座標に相当する。位置ベクトルｒを算出する際の原点Ｏは、例えば受信アンテナ４の中心等とする。方向ベクトルＶは、プローブ３の挿入軸方向とする。２次元超音波画像平面は、プローブ３の挿入軸に直交する面であるため、方向ベクトルＶは、超音波画像の法線ベクトルに相当する。送信コイル１０の第１コイル１０ａは、プローブ３の挿入軸方向に配置されているため、第１コイル１０ａから方向ベクトルＶを得ることができる。

また、方向ベクトルＶ_１２は、方向ベクトルＶと直交し、超音波画像の１２時方向と一致するような方向とする。送信コイル１０の第２コイル１０ｂは、第１コイル１０ａと直交し、かつ超音波画像の１２時方向と平行に設けられているため、第２コイル１０ｂから方向ベクトルＶ_１２を得ることができる。

さらに、位置算出装置５は、方向ベクトルＶとＶ_１２とを、予め単位長に正規化して算出する。位置算出装置５は、これら位置ベクトルｒと方向ベクトルＶ、Ｖ_１２とを位置情報として画像処理装置へ出力する。よって、位置情報は、２次元超音波画像の位置と方向を示す情報である。

プローブ３の先端部に設けられた超音波振動子９がラジアル走査を行いながら、操作者が被検体の体腔内でプローブ３を進退させることにより、超音波観測装置２が複数の２次元の超音波画像データを作成するので、結果として、プローブ３の進退経路に沿った複数枚の２次元超音波画像データが得られる。画像処理装置６は、超音波観測装置２から送られる２次元超音波画像データと、位置算出装置５から送られる位置情報、すなわち２次元超音波画像データの中心位置の位置ベクトルｒと方向ベクトルＶ、Ｖ_１２を得て画像メモリ１５に記憶する。画像メモリ１５に記憶された２次元超音波画像データは画像としてモニタ１３に表示される。

記憶された複数の２次元超音波画像データ群は、互いに例えば図５のような位置と方向を持った３次元空間に配置することができる。図５は、３次元空間内に配置された複数の２次元超音波画像データ列を説明するための図である。２次元超音波画像データを構成する各ピクセルは、３次元空間内での位置とその輝度を有することとなる。輝度は受信したエコー信号の強度を表す。このようにして、ラジアル走査を続けることにより２次元超音波画像データが順次得られ、それぞれの２次元超音波画像データについてそれを構成する各ピクセルを３次元空間に配置することで、３次元空間内での位置とその輝度を有することになる。

ここで、各ピクセルの３次元空間での位置を求める方法を図６を用いて説明する。図６は、各ピクセルの３次元空間での位置を求める方法を説明するための図である。図６は、２次元超音波画像データの任意の点をＰとする。２次元超音波画像データの中心、すなわち超音波振動子の回転中心をＲとする。回転中心Ｒから３時方向の距離をａ、１２時方向の距離をｂとする。点Ｐの３次元空間上での位置ベクトルｐは、図４と図６より明らかなように方向ベクトルＶとＶ_１２を用いて次の式（１）により算出できる。

各々の２次元超音波画像は操作者が被検体の体腔内でプローブを進退させたときのプローブの進退経路に沿っている。そのため、得られる複数の２次元超音波画像はその中心位置が上下左右にばらつき、その断層面方向が不ぞろいであり、被検体の体軸にも時間軸にも沿わない断層像となる。

画像処理装置６は、複数枚の連続した２次元超音波画像データの各々の位置ベクトルｒと方向ベクトルＶ、Ｖ_１２をもとに、各々の２次元超音波画像データの全てのピクセルの位置情報を算出する。

次に、画像処理手段としての画像処理装置６は、２次元超音波画像データの全てのピクセルの位置とその輝度から、３次元超音波画像データを構築する。３次元超音波画像データは、３次元空間上にその位置と輝度を持ったデータの集合であると言うことができる。ここで、３次元超音波画像データを構成する各々の３次元空間上のデータをボクセルと呼ぶこととする。各々の２次元超音波画像データは、式（１）を満足する３次元空間上のボクセルＰの集合であるといえる。

隣り合う前後の２次元超音波画像データ間のすき間にあるボクセルの位置と輝度を、周辺にあるピクセルの位置と輝度から補間して内挿する。また、２次元超音波画像データが交差して重複する部分に関しては輝度を平均化して、３次元超音波画像データとする。このような作用により、複数の２次元超音波画像データから３次元超音波画像データを構築する。３次元超音波画像データは、３次元の超音波画像としてモニタ１３に表示される。

３次元超音波画像データは、プローブ３の経路を正確にトレースした立体情報であり、隣り合う２次元超音波画像データの位置と方向のずれに基づいて正確に表現したデータであり、図７のＤ１に示す構成をしている。図７は、２次元超音波画像データ列から、モニタ１３に表示される３次元超音波画像が生成される過程を示す説明図である。前述のように、３次元超音波画像データは、３次元空間での位置と輝度を持ったボクセルで構成された、稠密なデータの集合である。よって、画像処理装置６は、３次元超音波画像データを作り上げるもとになった２次元超音波画像データの方向や取得した順番に関係することなく、１つのかたまりとして、３次元超音波画像データを再処理することが可能となる。

続いて、操作者は、３次元超音波画像データから、互いに平行な平面でスライスすなわち切り出された断層面である２次元の超音波画像（第２の２次元超音波画像）を次のようにして得ることができる。
先ず、操作者は、表示手段であるモニタ１３上に表示された３次元超音波画像から２次元の超音波画像として観察したい部分を特定する。ここで、図７のＤ２に示すように３次元超音波画像の端面を第１面ＦＳと仮定する。操作者は観察したい部分と第１面ＦＳまでの距離をキーボード１２から入力する。距離の目安は、予めスケールとしてモニタ１３に表示されている。画像処理装置６は、指定された距離に相当するボクセルを３次元超音波画像データから抽出し、モニタ１３上の３次元超音波画像上の指定された距離に相当する位置にマーカーＭＫを重畳表示する（図７のＤ２）。マーカーＭＫの位置は、距離の再入力により訂正したり、複数の位置を指定することができる。

次に、画像処理装置６は、３次元超音波画像データからマーカーＭＫの位置を含む、第１面ＦＳに平行な断層像であるスライス面ＳＳを算出する。３次元超音波画像データの中からスライス面ＳＳに該当するボクセルを抽出して、輝度情報を持った２次元超音波画像データとする。マーカーＭＫが複数ある場合は、マーカーＭＫの位置によって、複数の２次元超音波画像データを抽出する。抽出された２次元超音波画像データは、画像メモリ１５に記憶され、表示データとしてモニタ１３に出力され、２次元超音波画像としてモニタ１３に表示される。マーカーＭＫを複数指定した場合は、画像メモリ１５から複数の２次元超音波画像データを順次読出し、２次元超音波画像を１枚ずつ順番にモニタに表示するか、図８に示すようにモニタ１３上に一覧にして表示する。図８は、モニタ１３の画面上に２０枚の断層像を一覧表示した例を示す図である。モニタ１３上に一覧であるい順次に表示された複数の２次元超音波画像は、互いに平行な平面に沿った断層像であり、所定の方向から観察したものとなっている。

こうしてモニタ１３上に一覧表示された複数の２次元超音波画像は小さくなる。操作者はキーボードやマウスを用いて一覧表示された複数の２次元超音波画像から所望の１枚を選択し、拡大表示を指示（例えばマウスで指定した状態でダブルクリック）すると、画像処理装置６は、その１枚の２次元超音波画像を拡大表示するための拡大表示データを生成し、モニタ１３へ出力する。その結果、選択された２次元超音波画像は、モニタ１３上に１枚の２次元超音波画像として拡大表示される。
また、モニタ１３に表示される画像は操作者の要求に応じてプリンタ１４に出力することができる。

本実施の形態では、第２コイル１０ｂを挿入軸方向に直交する方向に配置したが、第２コイル１０ｂは方向ベクトルＶ_１２を算出可能な任意の角度に配置しても良い。
また、本実施の形態のプローブ３のラジアル走査はモータを用いた機械走査式であるが、多数の超音波振動子を電気的に切替える電子走査式でも良い。例えば、後述する第４の実施の形態において説明するコンベックス走査式のプローブを用いてもよい。

さらにまた、スライス面ＳＳを算出する際、３次元超音波画像の端面を便宜的に第１面ＦＳと仮定したが、プローブ３のラジアル走査により得られた任意の２次元超音波画像を第１面ＦＳとして特定しても良い。

以上のように、本実施の形態によれば、２次元超音波画像は、第１面ＦＳと平行な断層面でスライスされた２次元超音波画像であり、特に一覧表示した場合には、３次元超音波画像データがプローブの経路を正確にトレースした立体情報であるため、操作者は体腔内の正確な立体配置を確認することができる。

なお、本第１の実施の形態の変形例として、次のような構成がある。
上述した第１の実施の形態のごとく、画像処理装置６は、３次元超音波画像データを構築する。画像処理装置６は、３次元超音波画像データを３次元超音波画像として、２次元超音波画像と同一のモニタ１３に表示する。
続いて、操作者は３次元超音波画像データから互いに平行な面でスライスした断層面である２次元の超音波画像を次のようにして得る。

先ず、操作者は３次元超音波画像が表示されたモニタ１３上で、ポインティングデバイスであるマウス１１を操作してモニタ１３上のカーソルを移動して、２次元の超音波画像として観察したい部分を指定する。画像処理装置６は、指定された点にマーカーＭＫを重畳表示する（図７のＤ２）。画像処理装置６は、指定された点に対応する３次元超音波画像データ中の位置ベクトルを算出し、その指定された点を含みかつ３次元超音波画像データの第１面ＦＳに平行な断層像であるスライス面ＳＳを算出する。３次元超音波画像データの中からスライス面ＳＳに該当するボクセルを抽出して、輝度情報を持った２次元超音波画像データとする。マーカーＭＫは複数指定することができ、その際の作用は第１の実施の形態と同様である。またモニタ１３への表示方法も第１の実施の形態と同様である。

以上のように、本実施の形態に係る超音波診断装置によれば、画像処理装置６は、３次元超音波画像データから、互いに平行な平面で切り出された２次元超音波画像を生成するので、術者等は、モニタ１３に表示された各断層像は１つの方向から観察したものとなっているため、一覧表示等された断層像群から体腔内の立体構造を正確に把握することができる。

（第２の実施の形態）
次に、本発明の第２の実施の形態について説明する。第２の実施の形態に係る超音波診断装置１の構成は、第１の実施の形態と同じであるので、同一の構成要素については、同一の符号を用いて説明し、構成と作用において異なる事項を説明する。特に、本実施の形態に係る超音波診断装置においては、３次元超音波画像データの作成処理、プリンタ出力等の基本的な機能は、第１の実施の形態と同様である。さらに、プローブにおける走査方式も、ラジアル走査でもコンベックス走査のいずれも適用可能である。

本実施の形態に係る超音波診断装置は、観察したい部分を含む周辺の領域を詳細に観察するために、観察したい部分を含む平行かつ等間隔の距離でスライスすなわち切り出された複数の２次元超音波画像を表示する。
第１の実施の形態において説明した図７のＤ２の３次元超音波画像上で観察したい部分の２次元の超音波画像を指定するまでの作用は同じである。

ここで、スライスされた２次元超音波画像間の距離をピッチと呼ぶことにする。操作者が観察したい部分の位置を指定した後、続いてキーボード１２からピッチと表示する２次元超音波画像の枚数を入力する。画像処理装置６は、指定されたピッチをボクセル単位に換算し、図９に示すように、３次元超音波画像データを、換算した一定の間隔ピッチεで、第１の実施の形態で説明した第１面ＦＳに平行な複数のスライス面を指定された枚数分を順に切り出し、複数の２次元超音波画像データとして抽出する。図９は、一定のピッチでスライスされた複数枚の２次元超音波画像データを説明するための図である。抽出した２次元超音波画像データは順次画像メモリ１５に記憶される。各々の２次元超音波画像データは、３次元超音波画像データの中から第１面ＦＳに平行なボクセルを抽出して構成した、輝度情報を持った平面である。

画像メモリ１５から指定した枚数分の２次元超音波画像データを順次読出し、２次元超音波画像を１枚ずつ順番にモニタ１３に表示するか、図８に示すようにモニタ１３上に一覧にして表示する。また、第１の実施の形態と同様に特定の１枚をモニタ上に拡大表示することもできる。
なお、表示する２次元超音波画像のピッチや枚数を操作者が入力していたが、ピッチや枚数は、予め決められた固定値でも良い。

以上のように、本実施の形態に係る超音波診断装置において、一覧表示した２次元超音波画像は、各々第１面ＦＳに対し、平行かつ等間隔の断層面でスライスされた２次元超音波画像である。３次元超音波画像がプローブの経路を正確にトレースした立体情報であるため、正確な立体配置を確認できるとともに、体腔内の奥行き方向ついて正確な距離感をつかむことができる。

（第３の実施の形態）
次に、本発明の第３の実施の形態について説明する。第３の実施の形態に係る超音波診断装置１の構成は、第１の実施の形態と同じであるので、同一の構成要素については、同一の符号を用いて説明し、構成と作用において異なる事項を説明する。特に、本実施の形態に係る超音波診断装置においては、３次元超音波画像データの作成処理、プリンタ出力等の基本的な機能は、第１の実施の形態と同様である。さらに、プローブにおける走査方式も、ラジアル走査でもコンベックス走査のいずれも適用可能である。

本実施の形態に係る超音波診断装置は、関心領域の体積を算出することができる。そのために、本実施の形態の超音波診断装置において、画像処理装置６は、面積算出手段と体積算出手段を有する。
本実施の形態に係る超音波診断装置は、第２の実施の形態において説明した図８に示すように、平行かつ等間隔（ピッチε）の複数の２次元超音波画像を表示するまでの作用は同じである。

操作者は、体積を算出したい領域が含まれる２次元超音波画像を複数枚選択する。選択された複数の２次元超音波画像の中から１枚目が、図１０に示すように表示される。図１０は、関心領域が指定され、体積が表示されるモニタ１３の画面の例を示す図である。操作者は、２次元超音波画像上の関心領域を囲むべくマウスをドラッグして、モニタ画面上でカーソルを移動させる。画像処理装置６は、関心領域を囲むべく操作者がマウスをドラッグするたびに、その軌跡を描画する。描画された軌跡によって形成される線、あるいは図形によって、関心領域の指定が行われる。軌跡の線が閉曲線となって閉じられることにより、２次元超音波画像上の関心領域が指定される。画像処理装置６は、その指定された関心領域の面積を計測すなわち算出する。面積の計算は閉曲線を形成する各点の位置情報から多角形を生成し、多角形によって囲まれる領域の総ピクセル数で計算する。

続いて、複数の選択された２次元超音波画像の１枚目と同様に、２枚目が図１０のように表示される。２枚目に対しても、１枚目と同様に操作者がマウスで関心領域を指定することによって、画像処理装置６は、関心領域の面積を算出する。この面積の算出は、選択された複数の２次元超音波画像の枚数分だけ繰り返される。

さらに画像処理装置６は、各々の２次元超音波画像の関心領域の面積から、３次元超音波画像上の関心領域に関わる体積を算出する。
ここで、関心領域に関わる体積は次の式（２）で求められる。
３次元超音波画像の体積＝２次元超音波画像１枚の面積×ε×選択した枚数・・式（２）
すなわち、体積は、複数の面積とピッチすなわち間隔とに基づいて算出される。求められた体積は実寸に換算されて、図１０に示した体積表示欄３１に数字で表示される。
また、画像処理装置６は、モニタ１３に３次元超音波画像を表示する際に、図１１に示すように、２次元超音波画像上の関心領域の面積を計測する度に、計測した関心領域の閉曲線の内側を色付けして重畳して表示する。図１１は、３次元超音波画像に関心領域を重畳表示した表示例を示す図である。

本実施の形態は、第１の実施の形態と同様の効果に加え、さらに、超音波振動子９の位置と２次元超音波画像の方向を検出する手段を有するため、プローブ３の進退経路を正確にトレースした、体腔の曲がり具合を忠実に反映した３次元超音波画像データを得ることが出来、このデータに基づいて関心領域の正確な体積を計測することができる。

（第４の実施の形態）
次に、本発明の第４の実施の形態について図１２から図１４を用いて説明する。第４の実施の形態に係る超音波診断装置１の構成は、第１の実施の形態と同一の構成要素については、同一の符号を用いて説明は省略し、構成と作用において異なる事項を説明する。特に、本実施の形態に係る超音波診断装置においては、３次元超音波画像データの作成処理、プリンタ出力等の基本的な機能は、第１の実施の形態と同様である。図１２は、本発明の第４の実施の形態に係る超音波診断装置のプローブの構成を説明するための模式図である。図１３は、第４の実施の形態における生成された複数の超音波断層像を説明するための図である。図１４は、第４の実施の形態における位置ベクトルと方向ベクトルを説明するための図である。

本第４の実施の形態では、第１の実施の形態において用いたラジアル走査型のプローブの替わりにコンベックス走査型のプローブを用いる。本実施の形態では電子走査方式のコンベックス走査型のプローブを用いた例を説明するが、本実施の形態は、コンベックス走査型のプローブに限定されるものではない。

コンベックス走査型プローブ４１は、プローブ先端に極小な超音波振動子を並べた超音波振動子アレイ４２を具備し、該超音波振動子アレイ４２は、図１２に示すごとくプローブの挿入軸方向に沿うように扇形に配置されている。超音波振動子アレイ４２近傍のプローブ先端内部には第１の実施の形態で説明した図２と同様に送信コイル１０（第１コイル０ａ、第２コイル１０ｂ）が配置されている。その他の構成は、図１に示す第１の実施の形態と同様であり、本実施の形態に関わらない一般的な構成の説明は省略する。

次に、図１２から図１４を用いて本実施の形態の作用を説明する。ただし、第１の実施の形態と異なる作用に関して主に説明し、同様の作用に関しては説明を省く。
超音波観測装置２の制御に従って、超音波振動子アレイ４２は順次駆動され超音波を送受信し、コンベックス走査を行なう。それにより、超音波観測装置２は図１２に示すような扇型のコンベックス走査平面の超音波断層像を生成する。得られた超音波断層像の２次元の超音波画像データは、第１の実施の形態と同様に画像処理装置６に送られて処理される。

位置算出装置５は、送信コイルの位置を表す位置ベクトルｒ’と、送信コイルの方向を表す２つの方向ベクトルＶとＶ_１２とを検出する。

第１の実施の形態における位置ベクトルｒは、原点に対する超音波画像の中心の座標としていたが、本実施の形態における位置ベクトルｒ’は次の様に定義する。図１４に示すようにコンベックス走査平面を構成する左右の辺を点線で示すように延長し、各々の辺の延長線上に交わる点を中心Ｒ’と定義する。本実施の形態においては、該中心Ｒ’の原点に対する座標を位置ベクトルｒ’で表すこととする。なお、前記中心Ｒ’の位置は送信コイル１０のほぼ近傍であるため、送信コイル１０の位置と考えて実使用上差し支えない。

ここで、コンベックス走査平面がラジアル走査断面像と同様な円状平面の一部であると仮定すると、中心Ｒ’は仮想的な円状平面の中心点であると考えることができる。つまり、位置ベクトルｒ’は第１の実施の形態のラジアル走査で得られる位置ベクトルｒと同等に取り扱うことができる。

また、コンベックス走査平面の法線方向の単位ベクトルを方向ベクトルＶ_Ｃと定義する。方向ベクトルＶ_Ｃは、方向ベクトルＶとＶ_１２を用いて、以下の式（３）で求められる。

ここで、コンベックス走査平面がラジアル走査断面像と同様な円状平面の一部であると仮定すると、方向ベクトルＶ_Ｃは仮想的な円状平面の法線ベクトルであると考えることができる。つまり、方向ベクトルＶ_Ｃは第１の実施の形態のラジアル走査で得られる超音波画像の法線ベクトルである方向ベクトルＶと同等に取り扱うことができる。

次に、位置算出装置５は、位置ベクトルｒ’と方向ベクトルＶ_ＣとＶ_１２を位置情報として画像処理装置へ出力する。
ここで、プローブ先端に設けられた超音波振動子アレイ４２がコンベックス走査を行ないながら、操作者が被検体の体腔内でプローブを図１２に示す矢印Ｔの方向にねじる。これにより、図１３に示すように、プローブ４１のねじれに沿った複数枚の２次元超音波画像データが得られる。画像処理装置６は、超音波観測装置２から送られる２次元超音波画像データと、位置算出装置５から送られる位置情報を画像メモリ１５に記憶する。

本実施の形態の位置ベクトルｒ’、方向ベクトルＶ_ＣとＶ_１２は、第１の実施の形態の位置ベクトルｒ、方向ベクトルＶとＶ_１２と同等に取り扱えるため、以降の作用では、画像処理装置は第１の実施の形態と同様に複数の２次元超音波画像データから３次元超音波画像データを生成する。そして、画像処理装置は３次元超音波画像データから、互いに平行であるスライス像を抽出する。モニタへの表示方法は第１の実施の形態と同様である。

本実施の形態では、電子走査方式のコンベックス走査の説明をしたが、機械走査方式でも良い。また、本実施の形態の技術によれば、コンベックス走査型プローブを用いて、前記第２および第３の実施の形態の作用をも得ることができることは明らかである。

以上のように、第４の実施の形態に係るコンベックス走査型プローブを用いても第１から第３の実施の形態と同様な効果が得られる。
なお、以上の４つの実施の形態においては、挿入部先端の硬性部内に送信コイルを設け、受信アンテナ内に磁場を検出するための複数の受信用コイルを設けているが、送受信は逆でもよい。すなわち、挿入部先端の硬性部内に受信コイルを設け、上述した実施の形態における受信アンテナの位置に、受信アンテナの代わりに磁場を送信するための複数の送信用コイルを備えた送信アンテナを設けてもよい。

以上のように、４つの実施の形態に係る超音波診断装置によれば、画像処理装置６は、３次元超音波画像データから、互いに平行な平面で切り出された２次元超音波画像を生成するので、術者等は、モニタ１３に表示された各断層像は１つの方向から観察したものとなっているため、一覧表示等された断層像群から体腔内の立体構造を正確に把握することができる。特に、一覧表示したときにこの効果は著しい。

また、互いに平行な２次元超音波画像のピッチをそろえて一覧表示した場合には、体腔内の奥行き方向について関心領域の位置と広がりを知ることができるので、病変の最大部や最深部を診断することができるとともに、関心領域の正確な体積が計測できる。
本発明は、上述した実施の形態に限定されるものではなく、本発明の要旨を変えない範囲において、種々の変更、改変等が可能である。

本発明の第１の実施の形態に係る超音波診断装置の構成を示すブロック図である。 第１の実施の形態に係る挿入部の先端部の構成を説明するための模式図である。 図２のＩＩＩ−ＩＩＩ線に沿った断面を説明するための模式図である。 第１の実施の形態に係る位置ベクトルと方向ベクトルを説明するための図である。 ３次元空間内に配置された複数の２次元超音波画像データ列を説明するための図である。 各ピクセルの３次元空間での位置を求める方法を説明するための図である。 ２次元超音波画像データ列からモニタに表示される３次元超音波画像が生成される過程を示す説明図である。 モニタの画面上に複数枚の断層像が一覧表示される画面の例を示す図である。 本発明の第２の実施の形態に係る、一定のピッチでスライスされた複数枚の２次元超音波画像データを説明するための図である。 本発明の第３の実施の形態に係る、関心領域が指定され、体積が表示されるモニタの画面の例を示す図である。 第３の実施の形態に係る、３次元超音波画像に関心領域を重畳表示した表示例を示す図である。 本発明の第４の実施の形態に係る超音波診断装置のプローブの構成を説明するための模式図である。 第４の実施の形態における生成された複数の超音波断層像を説明するための図である。 第４の実施の形態における位置ベクトルと方向ベクトルを説明するための図である。

符号の説明

１ 超音波診断装置、３ プローブ、３ａ 挿入部、４ 受信アンテナ、８ 操作部、９ 総音波振動子、１０ 送信コイル、１１ マウス
代理人 弁理士 伊 藤 進

Claims (8)

1. プローブに具備した超音波振動子を用いて断層像である複数の第１の２次元超音波画像を作成する超音波断層像作成手段と、
   前記複数の第１の２次元超音波画像のそれぞれの位置及び方向を示す位置情報を検出する位置検出手段と、
   前記位置情報に基づき、前記複数の第１の２次元超音波画像に対して所定の画像処理を行う画像処理手段とを有し、
   前記所定の画像処理は、互いに平行な平面に沿って切り出した複数の第２の２次元超音波画像を生成することを特徴とする超音波診断装置。
2. 前記所定の画像処理は、前記複数の第１の２次元超音波画像に基づいて３次元超音波画像データを構築し、該３次元超音波画像データから、前記複数の第２の２次元超音波画像を生成することを特徴とする請求項１に記載に超音波診断装置。
3. 前記複数の第２の超音波画像は、所定の方向に沿って等間隔に切り出された画像であることを特徴とする請求項１又は請求項２に記載の超音波診断装置。
4. さらに、表示手段を有し、
   前記所定の画像処理は、前記複数の第２の２次元超音波画像を一覧もしくは順次表示するために、前記表示手段に表示データを出力することを特徴とする請求項１から請求項３のいずれかに記載の超音波診断装置。
5. 前記画像処理手段は、一覧表示された前記複数の第２の２次元超音波画像の中から選択された画像を前記表示手段において拡大表示するための拡大表示データを出力することを特徴とする請求項４に記載の超音波診断装置。
6. さらに、前記複数の第２の超音波画像のそれぞれにおいて指定された領域の面積を算出する面積算出手段を有することを特徴とする請求項４に記載の超音波診断装置。
7. さらに、前記複数の第２の超音波画像のそれぞれにおいて前記領域が指定され、前記面積算出手段によって算出された複数の面積と、前記領域が指定された前記複数の第２の超音波画像間の間隔とに基づいて、指定された前記領域に関わる体積を算出する体積算出手段を有することを特徴とする請求項６に記載の超音波診断装置。
8. 前記領域は、前記表示手段において表示された前記複数の第２の超音波画像のそれぞれにおいて指定された図形によって囲まれた領域であることを特徴とする請求項６又は請求項７に記載の超音波診断装置。
   
   

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