JP2008301969A - 超音波診断装置 - Google Patents

Abstract

【課題】参照画像の特徴点を正確に指定することができる超音波診断装置を提供する。
【解決手段】超音波信号から超音波画像を生成する超音波観測装置３と、超音波画像の位置及び配向を示す位置情報を検出する位置配向算出装置４と、参照画像データを保持する参照画像記憶部３１と、参照画像データから特徴点を指定するとともに特徴点に対応する被検体の標本点の位置を指定するキーボード９等と、検出された位置及び配向に基づき特徴点と標本点とを用いて超音波断層像の被検体における解剖学的なガイド画像を作成する３次元ガイド画像作成回路３３と、を備える超音波診断装置において、参照画像データに基づき３次元画像を生成する特徴点指定３次元画像作成回路３５をさらに設け、特徴点をこの３次元画像上において指定するようにした。
【選択図】図１

Description

本発明は、生体に超音波を送波して生体組織からの反射波を受波するスキャンを行い、超音波画像を得る超音波診断装置に関する。

生体内に超音波を送波し、生体組織からの反射波を受波して生体の状態を画像として観察する超音波診断装置は、生体内の様子をリアルタイムに観察するための医療用診断装置として普及している。術者は、超音波診断装置を用いる際に、予め生体内の各器官、各組織の既知の解剖学的な位置関係を念頭に置きながら、現在観察している解剖学上の位置を推定して超音波画像を観察し、診断を行っている。このような診断を支援するために、超音波画像で観察している位置を案内するガイド画像を表示する超音波診断装置が提案されている。

例えば特開２００５−３１２７７０号公報に記載された超音波診断装置は、被検者の体内においてスキャンを行い該体内の２次元画像データを得るとともに該２次元画像データを得たスキャンの走査面の位置及び配向を検出し、該検出した位置及び配向と前記２次元画像データとをもとに前記体内の２次元超音波画像を生成し、人体の解剖学的な画像データとして予め記憶された解剖学的画像データをもとに、前記２次元超音波画像の解剖学的な位置及び配向に対応したガイド画像を生成する画像処理制御手段と、前記ガイド画像と前記２次元超音波画像とを含む各種画像を複数同時に表示出力する表示手段と、を備えている。

また、特開２００６−１４９４８１号公報には、３次元ガイド画像作成手段を備え、立体的な３次元ガイド画像を表示することにより、超音波断層像による観察位置をより分かり易く確認することができるようにした超音波診断装置が開示されている。

これら、特開２００５−３１２７７０号公報及び特開２００６−１４９４８１号公報に記載された超音波診断装置は、参照画像データとして、生体断面の解剖学的な画像データである複数のスライス画像データを記憶している。このスライス画像データは、スライス画像として表示装置に表示され、術者は、表示装置に表示されたスライス画像を確認しながら、特徴点を指定する構成になっている。そして、これらの超音波診断装置は、スライス画像上のこれらの特徴点に対して解剖学的に一致する点（以下、標本点）の位置を被検体上の体表上もしくは体腔内において指定するように構成されている。さらに、これらの超音波診断装置は、特徴点と標本点とを一致させることにより、ガイド画像として、２次元超音波画像の解剖学的な位置及び配向に対応したガイド画像や、立体的な３次元ガイド画像を生成するように構成されている。
特開２００５−３１２７７０号公報 特開２００６−１４９４８１号公報

ところで、これら特徴点、標本点は、一般に、術者が指定し易いような解剖学的に特徴のある箇所が用いられることが多い。何故ならば、術者に依ることなく同じ箇所を客観的に標本点として指定することができるためである。例えば、体表上の場合には術者が触診で指定し易い骨格上の突起などが、また体内の場合には血管の分岐などが、客観的な特徴を有しているために標本点に用いられ易い。

しかし、２次元の断層像であるスライス画像上において、解剖学的に特徴的な部位を示す点である特徴点を正確に指定することは難しい作業である。例えば、骨格上の突起をスライス画像上で特定して正確に指定することが難しいのは自明である。特に突起がどちらの方向に向いているのかが正確にわからないような場合には、一層に難しい。また、血管の分岐もスライス画像上で特定して正確に指定することが難しいのは自明である。このように、特徴点をスライス画像上で正確に指定するのには難しい場合があるために、参照画像データ上の特徴点と被検体上の標本点とが正確に一致しないことがある。

そして、このような特徴点と標本点との不一致が生じると、参照画像データから構築されるガイド画像と超音波断層像との間における位置や配向の乖離が大きくなり、どこを観察しているのかが分からなくなることがあるという課題があった。

本発明は上記事情に鑑みてなされたものであり、特徴点を正確に指定することができ、ガイド画像と超音波断層像との位置と配向との一致精度を向上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している。

上記の目的を達成するために、第１の発明による超音波診断装置は、被検体に超音波を送受して得られる超音波信号から超音波画像を生成して超音波断層像データとして出力する超音波断層像生成手段と、前記超音波断層像の位置及び配向を示す位置情報を検出して位置情報データとして出力する位置検出手段と、参照画像データを保持する参照画像データ保持手段と、前記参照画像データから特徴点を指定する特徴点指定手段と、前記特徴点に対応する被検体の標本点の位置を指定する標本点指定手段と、前記位置検出手段により検出された位置と配向との少なくとも一方に基づき前記特徴点と前記標本点とを用いて前記超音波断層像の前記被検体における解剖学的なガイド画像を作成するガイド画像作成手段と、を備える超音波診断装置において、前記参照画像データに基づき３次元画像を生成する画像処理手段をさらに備え、前記特徴点指定手段は、前記３次元画像上において前記特徴点を指定するように構成されたものである。

また、第２の発明による超音波診断装置は、上記第１の発明による超音波診断装置において、前記特徴点指定手段が、前記参照画像データから生体の特定の部位の画像部分を抽出する抽出手段を有しており、前記画像処理手段は、前記抽出手段により抽出された部位の画像部分に基づき前記３次元画像を生成するものである。

さらに、第３の発明による超音波診断装置は、上記第２の発明による超音波診断装置において、前記抽出手段が、前記生体の特定の部位の画像部分として該生体の骨格の画像部分を抽出するものであり、前記特徴点指定手段は、前記３次元画像上の骨格の画像部分に前記特徴点を指定するものである。

第４の発明による超音波診断装置は、上記第２の発明による超音波診断装置において、前記抽出手段が、前記生体の特定の部位の画像部分として該生体の血管の画像部分を抽出するものであり、前記特徴点指定手段は、前記３次元画像上の血管の画像部分に前記特徴点を指定するものである。

第５の発明による超音波診断装置は、上記第２の発明による超音波診断装置において、前記参照画像データが造影剤を用いて取得されたものであって、前記抽出手段は、前記造影剤を用いて取得された参照画像データから前記生体の特定の部位の画像部分を抽出するものであり、前記画像処理手段は、前記抽出手段により抽出された部位の画像部分に基づき３次元の造影画像を生成するものであり、前記特徴点指定手段は、前記３次元の造影画像上において前記特徴点を指定するものである。

第６の発明による超音波診断装置は、上記第１から第５の発明による超音波診断装置において、前記参照画像データが、Ｘ線ＣＴ装置から得られた複数の断層像データである。

第７の発明による超音波診断装置は、上記第１から第５の発明による超音波診断装置において、前記参照画像データが、ＭＲＩ装置から得られた複数の断層像データである。

第８の発明による超音波診断装置は、上記第１から第５の発明による超音波診断装置において、前記参照画像データが、超音波診断装置から得られた複数の断層像データである。

本発明の超音波診断装置によれば、特徴点を正確に指定することができ、ガイド画像と超音波断層像との位置と配向との一致精度を向上することができる。

以下、図面を参照して本発明の実施の形態を説明する。

［第１の実施の形態］
図１から図１４は本発明の第１の実施の形態を示したものであり、図１は超音波診断装置のシステム全体の構成を示すブロック図である。なお、この図１やその他の図面、あるいは以下の説明において、超音波内視鏡及び超音波診断装置に必要な一般的な構成の内の本発明に関連しない部分については、図示や説明を適宜省略する。

＜構成＞
この超音波診断装置は、超音波内視鏡１と、光学観察装置２と、超音波断層像生成手段たる超音波観測装置３と、位置検出手段たる位置配向算出装置４と、位置検出手段たる送信アンテナ５と、標本点指定手段たる姿勢検出プレート６と、標本点指定手段たるマーカスティック７と、特徴点指定手段たるマウス８と、キーボード９と、超音波画像処理装置１０と、表示装置１１と、を備えている。

超音波内視鏡１は、体腔内に挿入するための細長の挿入部２１と、超音波内視鏡１を把持して操作を行うための操作部２２と、各機器に接続するための図示しない接続コネクタと、を備えている。この超音波内視鏡１の挿入部２１の先端部には、超音波振動子２４が設けられており、この超音波振動子２４は、超音波観測装置３に電気的に接続されている。挿入部２１の先端部におけるこの超音波振動子２４の近傍には、位置検出手段であり標本点指定手段を兼ねた受信コイル２５が設けられており、この受信コイル２５は、位置配向算出装置４に電気的に接続されている。さらに、挿入部２１の先端部には、光学的な被検体像を撮像するための撮像装置として例えばＣＣＤカメラ２３が設けられており、このＣＣＤカメラ２３は、光学観察装置２に電気的に接続されている。

位置配向算出装置４には、上述した超音波内視鏡１の他に、標本点指定手段である姿勢検出プレート６と、標本点指定手段であるマーカスティック７と、磁場を発生する送信アンテナ５と、が接続されている。

送信アンテナ５は、巻線軸の配向が互いに異なる複数の図示しない送信コイルを、円筒形の筐体の中に一体に収納して構成されたものである。この送信アンテナ５内に収納された複数の送信コイルは、位置配向算出装置４にそれぞれ電気的に接続されている。

図２は、超音波内視鏡１の挿入部２１の先端部に配設された受信コイル２５の様子を示す図である。この図２は、受信コイル２５の構造と方向単位ベクトルとを説明するための図であるために、超音波内視鏡１を構成するその他の要素については図示を省略している。

超音波内視鏡１の挿入部２１の先端部の内部には、受信コイル２５が固定されている。この受信コイル２５は、互いに直交する３つの方向単位ベクトルＶa，Ｖb，Ｖcを巻線軸とする３個のコイルを一体にした構成のものとなっている。これら３個のコイルは、それぞれ両極から信号線を各延出しており、つまり１個のコイルに対して２本の信号線が延出されていることになるために、受信コイル２５からは合計６本の信号線が延出されている。従って、図示しないコネクタには、これら６本の信号線に各対応する６個の電極が設けられている。これら６個の電極は、図示しないケーブルを介して、位置配向算出装置４と接続されている。

図３は、姿勢検出プレート６の構成を示す斜視図である。

姿勢検出プレート６は、巻線軸が単軸のコイルからなる３個のプレートコイル６ａ，６ｂ，６ｃをプレート筐体６ｄに内蔵している。ここで、姿勢検出プレート６に固定した直交座標軸Ｏ”-x”ｙ”z”とその正規直交基底（各軸方向の単位ベクトル）ｉ”，ｊ”，ｋ”（表記上の理由から、明細書中においては、ベクトルおよび行列を、肉太文字を用いて表す代わりに、通常の文字を用いることにする。以下同様。）とを図３に示すように定義する。これら３個のプレートコイル６ａ，６ｂ，６ｃの内、２個のプレートコイル６ａ，６ｂは巻線軸がｉ”の方向を向くように、１個のプレートコイル６ｃは巻線軸がｊ”の方向を向くように、姿勢検出プレート６に対してそれぞれ固定されている。ここで、姿勢検出プレート６の基準位置Ｌを３個のプレートコイル６ａ，６ｂ，６ｃの重心に定義することにする。

図４は、マーカスティック７の構成を示す斜視図である。

マーカスティック７は、巻線軸が単軸のコイルからなるマーカコイル７ａを１個内蔵している。このマーカコイル７ａは、巻線軸がマーカスティック７の長軸方向を向くように該マーカスティック７に対して固定されている。ここで、マーカスティック７の基準位置Ｍをマーカスティック７の先端に定義することにする。

図１の説明に戻って、光学観察装置２と超音波観測装置３と位置配向算出装置４とは、超音波画像処理装置１０にそれぞれ接続されていて、超音波画像処理装置１０はさらに表示装置１１に接続されている。

超音波画像処理装置１０は、参照画像データ保持手段である参照画像記憶部３１と、特徴点指定手段であり抽出手段たる抽出回路３２と、ガイド画像作成手段である３次元ガイド画像作成回路３３と、ボリュームメモリ３４と、特徴点を指定するための特徴点指定３次元画像を作成する画像処理手段である特徴点指定３次元画像作成回路３５と、混合回路３６と、表示回路３７と、制御回路３８と、を有して構成されている。

制御回路３８は、超音波画像処理装置１０内の各部や各回路に指令を出力することができるように、各部や各回路と図示しない信号線を介して接続されている。また、制御回路３８は、超音波観測装置３、マウス８、及びキーボード９と、それぞれ制御線を介して直接に接続されている。

参照画像記憶部３１は、大容量のデータを保存することができるハードディスクドライブ等の記録媒体として構成されている。この参照画像記憶部３１は、解剖学的な画像情報として、複数の参照画像データ３１ａを記憶している。図５は参照画像記憶部３１に記憶されている参照画像データ３１ａの様子を模式的に示す図である。この図５に示すように、参照画像データ３１ａは、例えば人体を１ｍｍピッチで平行にスライスする方向に撮影された一辺６０ｃｍの正方形の写真データを、さらに画素毎に器官別に分類した後に、分類毎に色分けして属性を変えて得た画像データである。ここで、写真データの一辺を６０ｃｍにしたのは、頭部から足にかけての体軸に垂直な人体の横断面全体がほぼ入る大きさであるためである。図５に示す参照画像記憶部３１内の参照画像データ３１ａには、説明の都合上、１番からＮ番までの番号が付されている。ここで、複数の参照画像データ３１ａに対して固定した直交座標軸Ｏ’-x'y'z'とその正規直交基底（各軸方向の単位ベクトル）ｉ’，ｊ’，ｋ’とを、図５に示すように、参照画像データ３１ａ上に定義する。ここに、直交座標軸Ｏ’-x'y'z'の原点Ｏ’は、１番の参照画像データ３１ａの最も左下（左下角）に定義する。また、ｘ’軸は１番の参照画像データ３１ａの下辺に定義し、ｙ’軸は１番の参照画像データ３１ａの左辺に定義し、ｚ’軸は参照画像データ３１ａの厚み方向に定義する。

ボリュームメモリ３４は、大容量のデータを格納することができるように構成されている。このボリュームメモリ３４の一部の記憶領域には、ボクセル空間が割り当てられている。図６は、ボクセル空間の様子を模式的に示す図である。この図６に示すように、ボクセル空間は、直交座標軸Ｏ’-ｘ’ｙ’z’に対応したアドレスをもつメモリセル（以下、ボクセル）から構成されている。

キーボード９は、操作を行うための入力キーとして、特徴点指定手段たる関心器官指定キー９ａと、特徴点指定手段たる特徴点指定キー９ｂと、標本点指定手段たる体表標本点指定キー９ｃと、標本点指定手段たる体内標本点指定キー９ｄと、走査制御キー９ｅと、を備えている。

＜作用＞
次に、このような超音波診断装置の作用について説明する。

超音波観測装置３を操作することにより、超音波内視鏡１の挿入部２１の先端部に設けられた超音波振動子２４によって超音波を送受する走査を行う。ここに、超音波の走査方法としては種々の方法があるが、例えば超音波内視鏡１の挿入方向に垂直な平面内を放射状に走査するラジアル走査が一般的な走査方法として知られている。

超音波内視鏡１は、ラジアル走査を行うことによって受波したエコーを電気信号（以下、エコー信号）に変換して、超音波観測装置３に送信する。

超音波観測装置３は、超音波内視鏡１から受信したエコー信号に、包絡線検波、対数増幅、Ａ／Ｄ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超音波断層像データを作成する。なお、超音波断層像データの作成に関する詳細は公知であるために、ここでは説明を省略する。

位置配向算出装置４は、送信アンテナ５の図示しない送信コイルを時分割で複数回励磁する。これにより送信アンテナ５は、受信コイル２５を構成する巻線軸の異なる３個のコイルと、姿勢検出プレート６の３個のプレートコイル６ａ，６ｂ，６ｃと、マーカスティック７のマーカコイル７ａと、の分の計７回に分けて、空間に交番磁場を張る。

受信コイル２５に設けられた巻線軸が互いに直交する３個のコイルと、姿勢検出プレート６に設けられた３個のプレートコイル６ａ，６ｂ，６ｃと、マーカスティック７に設けられたマーカコイル７ａとは、送信アンテナ５から発生された交番磁場をそれぞれ検出して、検出した磁場を位置電気信号に変換し位置配向算出装置４へ出力する。

位置配向算出装置４は、時分割に入力される各位置電気信号を基にして、受信コイル２５の３個のコイルの位置と巻線軸の方向とを算出し、これらの算出値に基づいて受信コイル２５の位置と配向とを算出する。ここで算出される受信コイル２５の位置と配向とについては、後で詳細に説明する。

位置配向算出装置４は、時分割に入力される各位置電気信号を基にして、姿勢検出プレート６の３個のプレートコイル６ａ，６ｂ，６ｃの位置と巻線軸の方向とを算出する。そして、位置配向算出装置４は、３個のプレートコイル６ａ，６ｂ，６ｃの位置の算出値から、３個のプレートコイル６ａ，６ｂ，６ｃの重心、すなわち姿勢検出プレート６の基準位置Ｌを算出する。さらに、位置配向算出装置４は、３個のプレートコイル６ａ，６ｂ，６ｃの巻線軸の方向の算出値から姿勢検出プレート６の配向を算出する。ここで算出される姿勢検出プレート６の基準位置Ｌと配向については、後で詳細に説明する。

位置配向算出装置４は、入力される各位置電気信号を基にして、マーカスティック７のマーカコイル７ａの位置と巻線軸の方向とを算出する。マーカコイル７ａとマーカスティック７先端との距離は予め設計値として決められており、位置配向算出装置４に記憶されている。そして、位置配向算出装置４は、算出したマーカコイル７ａの位置および巻線軸の方向と、予め設計値として決められた前記距離とから、マーカコイル７ａの基準位置Ｍを算出する。ここで算出されるマーカコイル７ａの基準位置Ｍについては、後で詳細に説明する。

位置配向算出装置４は、上述したように算出した、受信コイル２５の位置及び配向と、姿勢検出プレート６の基準位置Ｌ及び配向と、マーカコイル７ａの基準位置Ｍと、を位置・配向データとして超音波画像処理装置１０の３次元ガイド画像作成回路３３へ出力する。

ここで、本実施の形態においては、原点Ｏを送信アンテナ５上に定義して、術者が被検者を検査する実際の空間上に、直交座標軸Ｏ-xyzとその正規直交基底（各軸方向の単位ベクトル）ｉ，ｊ，ｋとを図７に示すように定義する。ここに、図７は送信アンテナ５上に定義された直交座標軸Ｏ-xyzとその正規直交基底とを示す図である。そして、位置・配向データの内容を時間ｔの関数として以下に説明するように定義する。ここで、位置・配向データを時間ｔの関数として定義したのは、受信コイル２５、姿勢検出プレート６、マーカスティック７は、時間の経過と共に空間上を動き、その位置と配向の内容も時間ｔにより変化するためである。

位置・配向データの内容は、以下の通りである。
・受信コイル２５の位置Ｃ（ｔ）の位置ベクトルＯＣ（ｔ）の直交座標軸Ｏ-xyzにおける各方向成分
・受信コイル２５の第１の巻線軸方向を示す方向単位ベクトルＶc（ｔ）の直交座標軸Ｏ-xyzにおける各方向成分
・受信コイル２５の第２の巻線軸方向を示す方向単位ベクトルＶb（ｔ）の直交座標軸Ｏ-xyzにおける各方向成分
・姿勢検出プレート６の基準位置Ｌ（ｔ）の位置ベクトルＯＬ（ｔ）の直交座標軸Ｏ-xyzにおける各方向成分
・姿勢検出プレート６の配向を示す３×３（３行３列）の回転行列Ｔ（ｔ）
・マーカスティック７の基準位置Ｍ（ｔ）の位置ベクトルＯＭ（ｔ）の直交座標軸Ｏ-xyzにおける各方向成分

なお、位置配向算出装置４は、ベクトルＶc（ｔ）の長さとベクトルＶb（ｔ）の長さとを予め単位長に規格化してから（単位ベクトルにしてから）出力するようになっている。

また、回転行列Ｔ（ｔ）は、図７に示す直交座標軸Ｏ-xyzに対する姿勢検出プレート６の配向を示す行列である。この３×３の回転行列Ｔ（ｔ）の（ｍ，ｎ）成分ｔmn（ｔ）は、厳密には以下の数式１〜数式３に基づき定義される。なお、数式２に現れるベクトルｉ”，ｊ”，ｋ”は、図３に示すように、姿勢検出プレート６に固定された直交座標軸Ｏ”-ｘ”ｙ”z”の正規直交基底（各軸方向の単位ベクトル）である。また、原点Ｏ”は姿勢検出プレート６との位置関係が固定されていればどこに取っても構わないが、本実施の形態においては姿勢検出プレート６の基準位置Ｌ（ｔ）に取っている。ただし、図３においては、図示の都合上、わかり易いように直交座標軸Ｏ”-ｘ”ｙ”z”とその正規直交基底ｉ”，ｊ”，ｋ”とを、姿勢検出プレート６とは離して図示している。数式３およびそれ以降の数式における記号「・」は、内積を意味している。
［数式１］

［数式２］

［数式３］

これら数式１〜数式３に示したように回転行列Ｔ（ｔ）を定義すると、次の数式４が成り立つ。
［数式４］

また、一般に、回転行列Ｔ（ｔ）は、所謂オイラー角θ，φ，ψを用いて、ｚ軸の周りの角度ψの回転、ｙ軸の周りの角度φの回転、ｘ軸の周りの角度θの回転をこの順序で直交座標軸Ｏ-xyzに対して施したときに、姿勢検出プレート６上に仮想的に固定された直交座標軸Ｏ”-ｘ”ｙ”ｚ”と一致する（ただし、完全に一致するのは原点Ｏと原点Ｏ”が同一点となるときであり、空間の並進についてはここでは考えていない）ことを想定した行列であり、次の数式５によっても表現される。なお、被検者は時間とともに体位を変えるために、オイラー角θ，φ，ψは何れも時間ｔの関数である。
［数式５］

混合回路３６は、超音波観測装置３からの超音波断層像データと、３次元ガイド画像作成回路３３からの３次元ガイド画像データと、を並べて表示用の混合データを作成する。

表示回路３７は、この混合データまたは光学観察装置２からの光学像データまたは特徴点指定３次元画像作成回路３５からの特徴点指定３次元画像データをアナログビデオ信号に変換して、何れかの画像データのアナログビデオ信号を表示装置１１に出力する。

表示装置１１は、このアナログビデオ信号を基に表示を行うものであり、例えばモニタ等で構成されている。

超音波画像処理装置１０内の参照画像記憶部３１、抽出回路３２、３次元ガイド画像作成回路３３、特徴点指定３次元画像作成回路３５、混合回路３６、および表示回路３７は、制御回路３８からの指令に基づき制御されるようになっている。

次に、超音波内視鏡１を操作する際に３次元ガイド画像によるガイドを受けるためには、被検体と３次元ガイド画像との位置合わせを行う必要がある。この位置合わせは、３次元ガイド画像を構成する元となる参照画像データ３１ａに特徴点を指定し、被検体に対してこの特徴点に解剖学的に対応する標本点を指定して、３次元ガイド画像上の点と被検体上の点とを対応付けられるようにすることにより行われる。

まず、前者の特徴点を指定するのに先立って、術者は、特徴点を指定する器官を選択する。この選択は、以下のように行われる。

制御回路３８は、表示回路３７に参照画像記憶部３１から参照画像データ３１ａを読み出させる。表示回路３７は、参照画像データ３１ａをアナログビデオ信号に変換して、参照画像を表示装置１１に出力する。これにより表示装置１１は、参照画像を表示する。

術者は、表示装置１１の表示画面上において、参照画像に特徴点を指定しようとしている器官（特徴点指定器官）が表示されているか否かを確認する。

ここで、特徴点指定器官が表示されていない場合には、術者は、次の参照画像データ３１ａを選択するようにキーボード９あるいはマウス８を用いて指示を行う。このような術者の操作によって、制御回路３８は、１番目からＮ番目の参照画像データ３１ａを、順次に表示装置１１に表示させる。

また、表示装置１１の表示画面上に特徴点指定器官が表示されている場合には、術者は、その特徴点指定器官を表示画面上で指定する。この様子を図８に示す。図８は、参照画像記憶部３１から参照画像データ３１ａを読み出して、表示装置１１に表示し、マウスカーソル１１ｂを用いて特徴点指定器官を選択するときの様子を示す図である。この図８に示す例では、表示装置１１の表示画面１１ａに、ｎ番目の参照画像データ３１ａに対応する参照画像が表示されている。参照画像は、体軸に垂直な人体の横断面全体がほぼ入る大きさで、かつ画素毎に器官別に色分けされて、表示画面１１ａ上に表示される。

術者は、特徴点を指定する器官の上にマウスカーソル１１ｂを移動させて、関心器官指定キー９ａを押し、関心器官としての特徴点指定器官を選択する。そして術者は、対象となる全ての特徴点指定器官を選択するまで、上述したような操作を繰り返して行う。

こうして、特徴点指定器官が選択されたら、次に、特徴点指定３次元画像を作成して表示する処理を以下のように行う。

抽出回路３２は、１番からＮ番までの全ての参照画像データ３１ａから、指定された特徴点指定器官に対応する画素を抽出する。例えば、特徴点指定器官として骨格を指定した場合には、全ての参照画像データ３１ａから骨格を示す画素が抽出されることになる。

その後、抽出回路３２は、ボクセル空間の全てのボクセルにデータを割り当てるように、参照画像データ３１ａ毎に抽出されたデータの補間を行う。この補間されたデータをまとめて、抽出データとする。

そして、抽出回路３２は、抽出データをボリュームメモリ３４内のボクセル空間へ書き出す。この際に、抽出回路３２は、抽出データを各々の画素の直交座標Ｏ’-x'y'z'上の座標に対応したアドレスを持つボクセル空間のボクセルへ書き出す。ここで、抽出回路３２は、特徴点指定器官として抽出した画素に対応するボクセルにはその画素に応じた着色となる色データ（色を指定し得るデータであり、例えばカラーコード等。）を、また、特徴点指定器官として抽出した画素の間に相当するボクセルにはその画素を補間する際に得られた色データを、それ以外のボクセルには０（透明）を、それぞれ割り当てる。こうして抽出回路３２は、ボリューム空間の全てのボクセルにデータを割り当てて、稠密なデータを構築する。

特徴点指定３次元画像作成回路３５は、ボリュームメモリ３４内のボクセル空間からデータを読み出す。そして、特徴点指定３次元画像作成回路３５は、読み出したデータを基に、陰影消去、陰影付加、視線変換に伴う座標変換等の公知の３次元画像処理を行い、特徴点指定３次元画像データを作成する。作成された特徴点指定３次元画像データは、特徴点指定３次元画像作成回路３５から表示回路３７へ転送される。

表示回路３７は、この特徴点指定３次元画像データをアナログビデオ信号に変換して、表示装置１１に出力する。

このようにして特徴点指定３次元画像が表示装置１１に表示されたら、この特徴点指定３次元画像上において、特徴点の指定を行う。ここでは、特徴点指定器官として骨格を選択し、特徴点を上前腸骨棘とした場合の特徴点指定方法を説明する。

図９は、表示装置１１の表示画面１１ａに特徴点指定３次元画像が表示され、マウスカーソル１１ｂを用いて特徴点を指定するときの様子を示す図である。

図９に示す例では、表示装置１１に特徴点指定３次元画像が表示されている。ただし、必要に応じて、光学観察装置２からの光学像や、混合データに含まれる超音波観測装置３からの超音波断層像の表示に切り替えるようにしても良い。

特徴点指定３次元画像として表示されている特徴点指定器官である骨格は、術者がキーボード９やマウス８を操作することにより、自由に回転、拡大、縮小することができるようになっている。従って、上前腸骨棘がどの方向を向いているとしても、術者は上前腸骨棘を正確に指定することが可能である。ここに、上前腸骨棘は、下方大腿骨に由来する湾曲と上方から来る湾曲との骨盤上における頂点である。

術者は、マウス８等を用いて、特徴点指定３次元画像上の上前腸骨棘にマウスカーソル１１ｂを合わせる。上前腸骨棘にマウスカーソル１１ｂが合ったところで、術者は、キーボード９の特徴点指定キー９ｂを押して、特徴点指定３次元画像上の上前腸骨棘を指定する。内視鏡検査では、被検者を左側臥位（左側を下にした体位）にすることが多いために、例えば、右骨盤の上前腸骨棘を指定する。

同様にして、全部で４つの特徴点を指定する。他の特徴点としては、例えば特徴点指定器官を骨格として、特徴点を剣状突起に指定することが挙げられる。また、例えば特徴点指定器官を十二指腸等の消化器官に指定して、特徴点を幽門と十二指腸乳頭とに指定することが挙げられる。

このようにして術者が指定した特徴点を、特徴点Ｐ0’，Ｐ1’，Ｐ2’，Ｐ3’とする。本実施の形態においては、説明の都合上、特徴点Ｐ0’が剣状突起、Ｐ1’が上前腸骨棘、Ｐ2’が幽門、Ｐ3’が十二指腸乳頭であるものとする。

抽出回路３２は、特徴点が指定されるたびに、各々の特徴点毎に、位置ベクトルＯ’Ｐ0’の直交座標軸Ｏ’-x'y'z'における各方向成分ｘP0’，ｙP0’，ｚP0’、位置ベクトルＯ’Ｐ1’の直交座標軸Ｏ’-x'y'z'における各方向成分ｘP1’，ｙP1’，ｚP1’、位置ベクトルＯ’Ｐ2’の直交座標軸Ｏ’-x'y'z'における各方向成分ｘP2’，ｙP2’，ｚP2’、位置ベクトルＯ’Ｐ3’の直交座標軸Ｏ’-x'y'z'における各方向成分ｘP3’，ｙP3’，ｚP3’をボリュームメモリ３４に書き出す。各参照画像データ３１ａは、上述したように一辺６０ｃｍの正方形であって一定の大きさであり、かつ一定の１ｍｍピッチで平行であるために、抽出回路３２は各方向成分を演算することができる。

直交座標軸Ｏ’-x'y'z'における各方向成分を上述した通りに定義することができたために、以下の数式６〜数式９が成り立つ。
［数式６］

［数式７］

［数式８］

［数式９］

このようにして参照画像に係る特徴点が指定されたら、次に、被検者の標本点の位置を指定する処理を、以下に説明するように行う。

ここに、以下に説明する標本点Ｐ0，Ｐ1，Ｐ2，Ｐ3は、特徴点Ｐ0’，Ｐ1’，Ｐ2’，Ｐ3’に解剖学的に対応する、被検者の体表もしくは体内の点である。本実施の形態においては、標本点として、上述した特徴点に対応して、剣状突起、上前腸骨棘、幽門、十二指腸乳頭を指定する処理を例に挙げて説明する。

特徴点Ｐ0’と標本点Ｐ0は剣状突起、特徴点Ｐ1’と標本点Ｐ1は上前腸骨棘、特徴点Ｐ2’と標本点Ｐ2は幽門、特徴点Ｐ3’と標本点Ｐ3は十二指腸乳頭であるから、標本点Ｐ0，Ｐ1は被検者の体表上の点であり、標本点Ｐ2，Ｐ3は被検者の体内の点である。

術者は、先ず、被検者を左側を臥せた体位、所謂、左側臥位にする。そして、術者は、姿勢検出プレート６の基準位置Ｌが被検者の肋骨の剣状突起の位置に重なるように、姿勢検出プレート６を付属のベルトを用いて被検者に貼る。さらに、術者は、触診により被験体の右骨盤にある上前腸骨棘にマーカスティック７を置く。

ここで、術者は体表標本点指定キー９ｃを押す。術者が上前腸骨棘にマーカスティック７を置いてから体表標本点指定キー９ｃを押した時刻を、時刻ｔ１と定義する。

このとき同時に（時刻ｔ１に）、３次元ガイド画像作成回路３３は、位置配向算出装置４から位置・配向データを取り込む。

３次元ガイド画像作成回路３３は、取り込んだ位置・配向データから、姿勢検出プレート６の基準位置Ｌ（ｔ１）の位置ベクトルＯＬ（ｔ１）の直交座標軸Ｏ-xyzにおける各方向成分と、マーカスティック７の基準位置Ｍ（ｔ１）の位置ベクトルＯＭ（ｔ１）の直交座標軸Ｏ-xyzにおける各方向成分と、を取得する。

剣状突起の位置Ｐ0の位置ベクトルＯＰ0（ｔ１）（その直交座標軸Ｏ-xyzにおける各方向成分はｘP0（ｔ１），ｙP0（ｔ１），ｚP0（ｔ１））は、位置ベクトルＯＬ（ｔ１）と同じであるために、次の数式１０により表現することができる。
［数式１０］

上前腸骨棘の位置Ｐ1の位置ベクトルＯＰ1（ｔ１）（その直交座標軸Ｏ-xyzにおける各方向成分はｘP1（ｔ１），ｙP1（ｔ１），ｚP1（ｔ１））は、位置ベクトルＯＭ（ｔ１）と同じであるために、次の数式１１により表現することができる。
［数式１１］

さらに、３次元ガイド画像作成回路３３は、位置配向算出装置４から位置・配向データを取り込むと同時に（時刻ｔ１に）、位置配向算出装置４から姿勢検出プレート６の配向を示す回転行列Ｔ（ｔ１）を取得する。この回転行列Ｔは、被検者の体位の変化による、各標本点Ｐ0，Ｐ1，Ｐ2，Ｐ3の位置の変化を補正するときに用いるために取得するものである。なお、補正の方法については後述する。

３次元ガイド画像作成回路３３は、ここまでの処理を行うことにより、この時刻ｔ１における、位置ベクトルＯＰ0（ｔ１），ＯＰ1（ｔ１）の直交座標軸Ｏ-xyzにおける各方向成分と、回転行列Ｔ（ｔ１）と、を取得できたことになる。

３次元ガイド画像作成回路３３は、こうして取得した、時刻ｔ１におけるＯＰ0（ｔ１），ＯＰ1（ｔ１）の直交座標軸Ｏ-xyzにおける各方向成分と回転行列Ｔ（ｔ１）とを、ボリュームメモリ３４に書き出す。

次に、術者は、超音波内視鏡１の挿入部２１を体腔へ挿入して、光学像を観察しながら標本点（例えば幽門）を探索する。そして、術者は、光学像を観察しながら、超音波内視鏡１の先端を標本点（幽門）に接触させる。

その後、術者は、体内標本点指定キー９ｄを押す。術者が超音波内視鏡１の先端を標本点（幽門）に接触させてから体内標本点指定キー９ｄを押した時刻を、時刻ｔ２と定義する。

このとき同時に（時刻ｔ２に）、３次元ガイド画像作成回路３３は、位置配向算出装置４から位置・配向データを取り込む。

３次元ガイド画像作成回路３３は、取り込んだ位置・配向データから、超音波内視鏡１の先端部の受信コイル２５の位置Ｃ（ｔ２）の位置ベクトルＯＣ（ｔ２）の直交座標軸Ｏ-xyzにおける各方向成分を取得する。

幽門の位置Ｐ2の位置ベクトルＯＰ2（ｔ２）（その直交座標軸Ｏ-xyzにおける各方向成分はｘP2（ｔ２），ｙP2（ｔ２），ｚP2（ｔ２））は、位置ベクトルＯＣ（ｔ２）と同じであるために、次の数式１２により表現することができる。
［数式１２］

このとき同時に（時刻ｔ２に）、３次元ガイド画像作成回路３３は、位置配向算出装置４から再び姿勢検出プレート６の基準位置Ｌ（ｔ２）の位置ベクトルＯＬ（ｔ２）の直交座標軸Ｏ-xyzにおける各方向成分を取得する。姿勢検出プレート６の基準位置Ｌは、剣状突起に固定されていて、剣状突起の位置Ｐ0（ｔ２）の位置ベクトルＯＰ0（ｔ２）（その直交座標軸Ｏ-xyzにおける各方向成分はｘP0（ｔ２），ｙP0（ｔ２），ｚP0（ｔ２））は、位置ベクトルＯＬ（ｔ２）と同じであるために、次の数式１３により表現することができる。
［数式１３］

さらに同時に（時刻ｔ２に）、３次元ガイド画像作成回路３３は、位置配向算出装置４から姿勢検出プレート６の配向を示す回転行列Ｔ（ｔ２）を取得する。この回転行列Ｔは、上述したように、被検者の体位の変化による、各標本点Ｐ0，Ｐ1，Ｐ2，Ｐ3の位置の変化を補正するときに用いるために取得するものであり、その補正の方法については後述する。

３次元ガイド画像作成回路３３は、このような処理を行うことにより、この時刻ｔ２における、位置ベクトルＯＰ0（ｔ２），ＯＰ2（ｔ２）の直交座標軸Ｏ-xyzにおける各方向成分と、回転行列Ｔ（ｔ２）と、を取得できたことになる。

３次元ガイド画像作成回路３３は、こうして取得した、時刻ｔ２におけるＯＰ0（ｔ２），ＯＰ2（ｔ２）の直交座標軸Ｏ-xyzにおける各方向成分と回転行列Ｔ（ｔ２）とを、ボリュームメモリ３４に書き出す。

以上では、体内の標本点が幽門である場合を説明したが、本実施の形態においては、さらに十二指腸乳頭についても同様の作用を実施する。

すなわち、術者は、超音波内視鏡１の挿入部２１を体腔へ挿入して、光学像を観察しながら標本点（例えば十二指腸乳頭）を探索する。そして、術者は、光学像を観察しながら、超音波内視鏡１の先端を標本点（十二指腸乳頭）に接触させる。

その後、術者は、体内標本点指定キー９ｄを押す。術者が超音波内視鏡１の先端を標本点（十二指腸乳頭）に接触させてから体内標本点指定キー９ｄを押した時刻を、時刻ｔ３と定義する。

このとき同時に（時刻ｔ３に）、３次元ガイド画像作成回路３３は、位置配向算出装置４から位置・配向データを取り込む。

３次元ガイド画像作成回路３３は、取り込んだ位置・配向データから、超音波内視鏡１の先端部の受信コイル２５の位置Ｃ（ｔ３）の位置ベクトルＯＣ（ｔ３）の直交座標軸Ｏ-xyzにおける各方向成分を取得する。

十二指腸乳頭の位置Ｐ3の位置ベクトルＯＰ3（ｔ３）（その直交座標軸Ｏ-xyzにおける各方向成分はｘP3（ｔ３），ｙP3（ｔ３），ｚP3（ｔ３））は、位置ベクトルＯＣ（ｔ３）と同じであるために、次の数式１４により表現することができる。
［数式１４］

このとき同時に（時刻ｔ３に）、３次元ガイド画像作成回路３３は、位置配向算出装置４から再び姿勢検出プレート６の基準位置Ｌ（ｔ３）の位置ベクトルＯＬ（ｔ３）の直交座標軸Ｏ-xyzにおける各方向成分を取得する。姿勢検出プレート６の基準位置Ｌは、剣状突起に固定されていて、剣状突起の位置Ｐ0（ｔ３）の位置ベクトルＯＰ0（ｔ３）（その直交座標軸Ｏ-xyzにおける各方向成分はｘP0（ｔ３），ｙP0（ｔ３），ｚP0（ｔ３））は、ＯＬ（ｔ３）と同じであるために、次の数式１５により表現することができる。
［数式１５］

さらに同時に（時刻ｔ３に）、３次元ガイド画像作成回路３３は、位置配向算出装置４から姿勢検出プレート６の配向を示す回転行列Ｔ（ｔ３）を取得する。この回転行列Ｔは、上述したように、被検者の体位の変化による、各標本点Ｐ0，Ｐ1，Ｐ2，Ｐ3の位置の変化を補正するときに用いるために取得するものであり、その補正の方法については後述する。

３次元ガイド画像作成回路３３は、このような処理を行うことにより、この時刻ｔ３における、位置ベクトルＯＰ0（ｔ３），ＯＰ3（ｔ３）の直交座標軸Ｏ-xyzにおける各方向成分と、回転行列Ｔ（ｔ３）と、を取得できたことになる。

３次元ガイド画像作成回路３３は、こうして取得した、時刻ｔ３におけるＯＰ0（ｔ３），ＯＰ3（ｔ３）の直交座標軸Ｏ-xyzにおける各方向成分と回転行列Ｔ（ｔ３）とを、ボリュームメモリ３４に書き出す。

次に、３次元ガイド画像作成・表示処理の詳細を説明する。

超音波内視鏡１の先端部に配設された受信コイル２５は、超音波振動子２４のラジアル走査の回転中心のごく近傍に位置していると考えることができる。つまり、受信コイル２５は超音波振動子２４の近傍に固定されるために、受信コイル２５の位置ベクトルＯＣ（ｔ）は、超音波振動子２４の回転中心位置の位置ベクトルであると考えて、実使用上差し支えない。

そして、受信コイル２５の第１の巻線軸方向を示す方向単位ベクトルＶcが図１のベクトルＶと一致するために、方向単位ベクトルＶc（ｔ）は、超音波振動子２４のラジアル走査面の法線方向、すなわち超音波断層像データの法線方向を示すベクトルＶと同一視することができる。そこで、方向単位ベクトルＶc（ｔ）を、方向単位ベクトルＶ（ｔ）と書き換えることにする。

また、受信コイル２５の第２の巻線軸方向を示す方向単位ベクトルＶb（ｔ）が図１のベクトルＶ12と一致するために、方向単位ベクトルＶb（ｔ）は、超音波振動子２４のラジアル走査面の１２時方向を示すベクトルＶ12と同一視することができる。そこで、方向単位ベクトルＶb（ｔ）を、方向単位ベクトルＶ12（ｔ）と書き換えることにする。

こうして、以下では、ベクトルＶ，Ｖ12を、時間の関数Ｖ（ｔ），Ｖ12（ｔ）として、Ｖc（ｔ）をＶ（ｔ）に、Ｖb（ｔ）をＶ12（ｔ）に、それぞれ書き換えて説明する。

３次元ガイド画像作成回路３３は、ボリュームメモリ３４から４つの特徴点Ｐ0’，Ｐ1’，Ｐ2’，Ｐ3’の位置ベクトルの直交座標軸Ｏ’-x'y'z'における各方向成分を読み出す。また、３次元ガイド画像作成回路３３は、ボリュームメモリ３４から４つの標本点Ｐ0，Ｐ1，Ｐ2，Ｐ3の直交座標軸Ｏ-xyzにおける各方向成分と、回転行列とを読み出す。

そして、術者が走査制御キー９ｅを押すと、超音波振動子２４はラジアル走査を開始する。このラジアル走査に応じて、混合回路３６には、超音波観測装置３から超音波断層像データが逐次入力される。

超音波振動子２４が１回のラジアル走査をして超音波観測装置３が超音波断層像データを作成し、作成された超音波断層像データが超音波観測装置３から混合回路３６に入力されるたびに、制御回路３８は、３次元ガイド画像作成回路３３に指令を出す。

３次元ガイド画像作成回路３３は、この指令を受けると、位置配向算出装置４から位置・配向データを取り込む。位置配向算出装置４が位置・配向データを取り込んだときの時刻を、時刻ｔｓと定義する。

３次元ガイド画像作成回路３３は、取り込んだ位置・配向データから、以下の各データを取得する。
・受信コイル２５の位置Ｃ（ｔｓ）の位置ベクトルＯＣ（ｔｓ）の直交座標軸Ｏ-xyzにおける各方向成分
・受信コイル２５の第１の巻線軸方向を示す方向ベクトルＶ（ｔｓ）の直交座標軸Ｏ-xyzにおける各方向成分
・受信コイル２５の第２の巻線軸方向を示す方向ベクトルＶ12（ｔｓ）の直交座標軸Ｏ-xyzにおける各方向成分
・姿勢検出プレート６の基準位置Ｌ（ｔｓ）の位置ベクトルＯＬ（ｔｓ）の直交座標軸Ｏ-xyzにおける各方向成分
・姿勢検出プレート６の配向を示す３×３の回転行列Ｔ（ｔｓ）

ここで、受信コイル２５の位置および方向に係る各ベクトルＯＣ（ｔｓ），Ｖ（ｔｓ），Ｖ12（ｔｓ）を取得するのは、後述するように、３次元ガイド画像作成回路３３がラジアル走査面の位置と方向との現在位置を常に正しく補正するためである。

また、姿勢検出プレート６に係る位置ベクトルＯＬ（ｔｓ）および回転行列Ｔ（ｔｓ）を取得するのは、後述するように、３次元ガイド画像作成回路３３が被検者の体位変化により移動する標本点Ｐ0，Ｐ1，Ｐ2，Ｐ3の現在位置を常に正しく補正するためである。

３次元ガイド画像作成回路３３は、時刻ｔｓにおける被検者の体位変化により移動する標本点Ｐ0，Ｐ1，Ｐ2，Ｐ3の現在位置を正しく補正する。ここに、被検者の体は伸縮したり歪んだりすることがなく、つまりＰ0，Ｐ1，Ｐ2，Ｐ3の互いの位置関係は時間的に不変であると仮定すると、添字のｋを１，２，３の何れかであるとし、ｔａをｔｓ以前の任意の時刻であるとして、次の数式１６に示すような補正式が成立する。なお、回転行列Ｔ（ｔｓ）の左肩の添え字「ｔ」は、Ｔ（ｔｓ）の転置行列であることを意味している。また、この数式１６の導出については省略する。
［数式１６］

３次元ガイド画像作成回路３３は、数式１６を用いて、ボリュームメモリ３４から読み出した４つの標本点Ｐ0，Ｐ1，Ｐ2，Ｐ3の直交座標軸Ｏ-xyzにおける各方向成分と、回転行列とから、時刻ｔｓにおける標本点Ｐ0，Ｐ1，Ｐ2，Ｐ3の位置ベクトルとその直交座標軸Ｏ-xyzにおける各方向成分とを以下の数式１７〜数式２３に示すように正しく補正することができる。

すなわち、３次元ガイド画像作成回路３３は、被検者の体位変化があっても、位置配向算出装置４から取得する姿勢検出プレート６の基準位置Ｌの位置ベクトルＯＬの直交座標軸Ｏ-xyzにおける各方向成分と、姿勢検出プレート６の配向を示す３×３の回転行列Ｔとを用いて、時刻ｔｓにおける標本点Ｐ0，Ｐ1，Ｐ2，Ｐ3の位置ベクトルＯＰ0，ＯＰ1，ＯＰ2，ＯＰ3とその直交座標軸Ｏ-xyzにおける各方向成分とを正しく演算することができることになる。

標本点Ｐ0，Ｐ1，Ｐ2，Ｐ3の補正は、以下のようになる。
（１）標本点Ｐ0（剣状突起）の補正
［数式１７］

（２）標本点Ｐ1（上前腸骨棘）の補正
［数式１８］

［数式１９］

（３）標本点Ｐ2（幽門）の補正
［数式２０］

［数式２１］

（４）標本点Ｐ3（十二指腸乳頭）の補正
［数式２２］

［数式２３］

以下では、図１０および図１１を参照しながら説明する。図１０は標本点とラジアル走査面との位置関係を示す図、図１１は特徴点と超音波断層像マーカとの位置関係を示す図である。

３次元ガイド画像作成回路３３は、ボクセル空間の中で抽出データとともに超音波断層像を示すべき指標（以下では、超音波断層像マーカという。）の位置と配向とを算出する。ここに、図１２は超音波断層像マーカ４１を示す図である。超音波断層像マーカ４１は、超音波振動子２４の１回転のラジアル走査に対して超音波観測装置３が出力する超音波断層像データと解剖学的に位置と配向とが一致する、ボクセル空間の中における指標である。

図１１に示すように、超音波断層像マーカ４１の中心位置を点Ｃ’（ｔｓ）、超音波断層像マーカ４１の法線方向ベクトルをＶ’（ｔｓ）、１２時方向ベクトルをＶ12’（ｔｓ）と定義する。すると、３時方向ベクトルはＶ’12（ｔｓ）×Ｖ’（ｔｓ）（ここに、Ｖ’12（ｔｓ）×Ｖ’（ｔｓ）はＶ’12（ｔｓ）とＶ’（ｔｓ）との外積）となるために、超音波断層像マーカ４１は、図１１に示すように、位置ベクトルが次の数式２４を満足する点Ｒ’（ｔｓ）の集合となる。なお、数式２４において、Ｘ’は点Ｒ’（ｔｓ）と点Ｃ’（ｔｓ）との間の３時方向の距離、Ｙ’は点Ｒ’（ｔｓ）と点Ｃ’（ｔｓ）との間の１２時方向の距離である。
［数式２４］

以下では、
（１）超音波断層像データの平面上の任意点と超音波断層像マーカ４１上の点との対応関係
（２）超音波断層像マーカ４１の位置と配向としての、その中心位置、法線方向、１２時方向の算出方法
の原理について説明する。

３次元ガイド画像作成回路３３は、この原理の説明において最終的に得られる数式４１と数式４２とから中心位置Ｃ’（ｔｓ）の位置ベクトルＯ’Ｃ’（ｔｓ）とその直交座標軸Ｏ’-ｘ’ｙ‘ｚ‘における各方向成分とを算出するとともに、同様に最終的に得られる数式４８または数式５２と数式５３とから超音波断層像マーカ４１の１２時方向ベクトルＶ12’（ｔｓ）とその直交座標軸Ｏ’-ｘ’ｙ‘ｚ‘における各方向成分とを算出し、さらに最終的に得られる数式６５と数式６６とから超音波断層像マーカ４１の法線方向ベクトルＶ’（ｔｓ）とその直交座標軸Ｏ’-ｘ’ｙ‘ｚ‘における各方向成分とを算出する。

（１）超音波断層像データの平面上の任意点と超音波断層像マーカ４１上の点との対応関係
図１０に示すように、点Ｒ（ｔｓ）を直交座標軸Ｏ-xyzにあるラジアル走査面上の任意点とする。姿勢検出プレート６の基準位置Ｌすなわち点Ｐ0と、点Ｒ（ｔｓ）と、の間の位置ベクトルＰ0Ｒ（ｔｓ）は、適当な実数ａ，ｂ，ｃをとることにより以下の数式２５に示すように表現することができる。なお、この数式２５においては、全てのベクトルを時間の関数として扱っている。
［数式２５］

一方、参照画像データ３１ａ上の特徴点Ｐ0’，Ｐ1’，Ｐ2’，Ｐ3’は、各々標本点Ｐ0，Ｐ1，Ｐ2，Ｐ3に解剖学的に同じ位置として対応付けられている。さらに、人体の解剖学的な構造は、人によらずおおよそ同じであると考えられる。このために、点Ｒ（ｔｓ）が標本点を頂点とする三角錘Ｐ0Ｐ1Ｐ2Ｐ3に対して特定の位置にあるとすると、参照画像データ３１ａ上の特徴点を頂点とする三角錘Ｐ0’Ｐ1’Ｐ2’Ｐ3’に対して同等の位置にある点Ｒ’（ｔｓ）は点Ｒ（ｔｓ）と解剖学的に同じ器官、もしくは同じ組織上の点に相当すると仮定することができる。この仮定の下では、数式２５のａ，ｂ，ｃを用いて次の数式２６に示すように表現することができる直交座標軸Ｏ’-x'y'z'の点Ｒ’（ｔｓ）こそが、点Ｒ（ｔｓ）の解剖学的な対応点であると言える。
［数式２６］

ここで、点Ｒ（ｔｓ）の位置ベクトルＯＲ（ｔｓ）の直交座標軸Ｏ-xyzにおける各方向成分をｘR（ｔｓ），ｙR（ｔｓ），ｚR（ｔｓ）と定義して、さらに点Ｒ’（ｔｓ）の位置ベクトルＯ’Ｒ’（ｔｓ）の直交座標軸Ｏ’-x'y'z'における各方向成分をｘR’（ｔｓ），ｙR’（ｔｓ），ｚR’（ｔｓ）と定義すると、次の数式２７および数式２８が成り立つ。
［数式２７］

［数式２８］

以下では、これまでに出てきた数式を基に、直交座標軸Ｏ-xyzにより記述されるラジアル走査面上の任意点Ｒ（ｔｓ）の解剖学的な対応点Ｒ’（ｔｓ）の位置ベクトルＯ’Ｒ’と、その直交座標軸Ｏ’-x'y'z'における各方向成分をｘR’（ｔｓ），ｙR’（ｔｓ），ｚR’（ｔｓ）と、を求める。

まず、数式２５から、次の数式２９が成り立つ。
［数式２９］

次に、数式２７、数式２９、及び数式１７〜数式２３から、次の数式３０が成り立つ。
［数式３０］

ここで、以降の数式の表現を簡単にするために、３×３の行列Ｑ（ｔｓ）を次の数式３１により定義する。
［数式３１］

この数式３１を数式３０に代入すれば、以下の数式３２が得られる。
［数式３２］

数式３２の両辺に、行列Ｑ（ｔｓ）の逆行列（逆行列であることを、右肩の添え字「−１」により示している。）を左から行列演算することにより、次の数式３３が得られる。
［数式３３］

一方、数式２６からも数式２９と同様な次の数式３４が導かれる。
［数式３４］

数式２９、数式２７、及び数式１７〜数式２３から数式３２が導かれたのと同様に、数式３４、数式２８、及び数式６〜数式９から次の数式３５を導くことができる。
［数式３５］

ここで、以降の数式の表現を簡単にするために、３×３の行列Ｑ’を次の数式３６により定義する。
［数式３６］

この数式３６を数式３５に代入すれば、以下の数式３７が得られる。
［数式３７］

ａ，ｂ，ｃは数式３３により既に求められているために、これを数式３７へ代入することにより、次の数式３８が得られる。
［数式３８］

故に次の数式３９を得る。
［数式３９］

こうして、数式２８と数式３９とにより、直交座標軸Ｏ-xyzにより記述されるラジアル走査面上の任意点Ｒ（ｔｓ）（図１０参照）の解剖学的な対応点Ｒ’（ｔｓ）（図１１参照）の位置ベクトルＯ’Ｒ’（ｔｓ）とその直交座標軸Ｏ’-x'y'z'における各方向成分ｘR’（ｔｓ），ｙR’（ｔｓ），ｚR’（ｔｓ）とを求めることができた。つまり、ラジアル走査面上の任意点Ｒ（ｔｓ）に対して、３次元ガイド画像作成回路３３がボリュームメモリ３４から読み出した４特徴点と４標本点の位置ベクトルの方向成分と回転行列とを用いて、数式２８と数式３９とにより計算することができる点Ｒ’（ｔｓ）の集合こそが、超音波断層像マーカ４１なのである。

（２）超音波断層像マーカ４１の中心位置、法線方向、１２時方向の算出方法
数式３９により、直交座標軸Ｏ-xyzにより記述されるラジアル走査面上の任意点Ｒ（ｔｓ）と、直交座標軸Ｏ’-x'y'z'により記述される解剖学的な対応点Ｒ’（ｔｓ）と、の対応関係を求めることができた。

以下では、超音波断層像マーカ４１の、中心位置Ｃ’（ｔｓ）と、法線方向ベクトルＶ’（ｔｓ）と、１２時方向ベクトルＶ12’（ｔｓ）と、の算出方法についてをそれぞれ述べる。

（２−１）超音波断層像マーカ４１の中心位置Ｃ’（ｔｓ）の算出
受信コイル２５の位置Ｃ（ｔｓ）の解剖学上の対応点をＣ’（ｔｓ）とする。点Ｃ（ｔｓ）は超音波振動子２４の回転中心であるために、結局ラジアル走査面の中心である。故に、点Ｃ’（ｔｓ）は超音波断層像マーカ４１の中心である。

ＯＣ（ｔｓ）の直交座標軸Ｏ-xyzにおける各方向成分をｘc（ｔｓ），ｙc（ｔｓ），ｚc（ｔｓ）とすれば、次の数式４０が成り立つ。
［数式４０］

また、Ｏ’Ｃ’（ｔｓ）の直交座標軸Ｏ’-ｘ’ｙ‘ｚ‘における各方向成分をｘc’（ｔｓ），ｙc’（ｔｓ），ｚc’（ｔｓ）とすれば、次の数式４１が成り立つ。
［数式４１］

数式３９においては点Ｒ（ｔｓ）がラジアル走査面上の任意点であったために、点Ｒ（ｔｓ）を点Ｃ（ｔｓ）、点Ｒ’（ｔｓ）を点Ｃ’（ｔｓ）と考えれば、数式３９から以下の数式４２を得る。
［数式４２］

これら数式４１、数式４２により、参照画像データ３１ａ上における超音波断層像マーカ４１の中心位置Ｃ’（ｔｓ）が求められた。

（２−２）超音波断層像マーカ４１の１２時方向ベクトルＶ12’（ｔｓ）の算出
ラジアル走査面上において、平面の中心Ｃ（ｔｓ）から１２時方向へ単位距離にある点をＲ12（ｔｓ）とする（図１０参照）。また、点Ｒ12（ｔｓ）の解剖学上の対応点をＲ12’（ｔｓ）とする（図１１参照）。

ＯＲ12（ｔｓ）の直交座標軸Ｏ-xyzにおける各方向成分をｘR12（ｔｓ），ｙR12（ｔｓ），ｚR12（ｔｓ）とすれば、次の数式４３が成り立つ。
［数式４３］

また、Ｏ’Ｒ12’（ｔｓ）の直交座標軸Ｏ’-ｘ’ｙ‘ｚ‘における各方向成分をｘR12’（ｔｓ），ｙR12’（ｔｓ），ｚR12’（ｔｓ）とすれば、次の数式４４が成り立つ。
［数式４４］

数式３９においては点Ｒ（ｔｓ）がラジアル走査面上の任意点であったために、点Ｒ（ｔｓ）を点Ｒ12（ｔｓ）、点Ｒ’（ｔｓ）を点Ｒ12’（ｔｓ）と考えれば、数式３９から以下の数式４５を得る。
［数式４５］

これら数式４４、数式４５より、ラジアル走査面の中心Ｃ（ｔｓ）から１２時方向へ単位距離にある点Ｒ12（ｔｓ）の解剖学上の対応点Ｒ12’（ｔｓ）が求められた。

このとき、点Ｒ12（ｔｓ）の位置ベクトルについて、超音波断層像の１２時方向ベクトルＶ12（ｔｓ）を用いると、次の数式４６すなわち数式４７が成り立つ。
［数式４６］

［数式４７］

数式４７から、Ｏ’Ｒ12’（ｔｓ）−Ｏ’Ｃ’（ｔｓ）の方向が超音波断層像マーカ４１の１２時方向ベクトルＶ12’（ｔｓ）の方向であり、１２時方向ベクトルＶ12’（ｔｓ）を求めるにはこれを単位長に規格化すれば良いことがわかる。すなわち、次の数式４８が成り立つ。
［数式４８］

数式４１と数式４２とによりＯ’Ｃ’（ｔｓ）が、数式４４と数式４５とによりＯ’Ｒ12’（ｔｓ）が、それぞれ既に求められているために、この数式４８により１２時方向ベクトルＶ12’（ｔｓ）が求められたことになる。

ここで、より明快に１２時方向ベクトルＶ12’（ｔｓ）を求める方法を述べておく。

因みに、数式４２と数式４５とを両辺それぞれ差し引くと、次の数式４９が成り立つ。この数式４９の左辺は、Ｏ’Ｒ12’（ｔｓ）−Ｏ’Ｃ’（ｔｓ）の直交座標軸Ｏ’-ｘ’ｙ‘ｚ‘における各方向成分である。また、数式４９の右辺の｛｝の中は、ＯＲ12（ｔｓ）−ＯＣ（ｔｓ）の直交座標軸Ｏ-xyzにおける各方向成分である。
［数式４９］

さらに数式４９の右辺の｛｝の中は、数式４７からＶ12（ｔｓ）の直交座標軸Ｏ-xyzにおける各方向成分であることがわかり、３次元ガイド画像作成回路３３は、位置配向算出装置４からこの各方向成分を既に取得している。Ｖ12（ｔｓ）の直交座標軸Ｏ-xyzにおける各方向成分をｘV12（ｔｓ），ｙV12（ｔｓ），ｚV12（ｔｓ）とすれば、数式４９から次の数式５０、数式５１を得る。
［数式５０］

［数式５１］

この数式５１を上述した数式４８と同様に規格化すれば、超音波断層像マーカ４１の１２時方向ベクトルＶ12’（ｔｓ）が、結局、次の数式５３に示すように求められることになる。なお、ここで１２時方向ベクトルＶ12’（ｔｓ）の直交座標軸Ｏ’-x'y'z'における各方向成分を、次の数式５２に示すように、ｘV12’（ｔｓ），ｙV12’（ｔｓ），ｚV12’（ｔｓ）とする。
［数式５２］

［数式５３］

（２−３）超音波断層像マーカ４１の法線ベクトルＶ’（ｔｓ）の算出
超音波断層像マーカ４１の法線方向ベクトルをＶ’（ｔｓ）とすると、Ｖ’（ｔｓ）は結局、超音波断層像マーカ４１上のいかなるベクトルとも直交すれば良い。

ところで、点Ｒ1’（ｔｓ）と点Ｒ2’（ｔｓ）とを超音波断層像マーカ４１上の任意点とする。さらに、これらの点Ｒ1’（ｔｓ）、点Ｒ2’（ｔｓ）には、もともと超音波断層像マーカ４１上に解剖学上の対応点があったはずであるために、それらを点Ｒ1（ｔｓ）、点Ｒ2（ｔｓ）とする。

点Ｒ1（ｔｓ）の直交座標軸Ｏ-xyzにおける各方向成分をｘR1（ｔｓ），ｙR1（ｔｓ），ｚR1（ｔｓ）、点Ｒ2（ｔｓ）の直交座標軸Ｏ-xyzにおける各方向成分をｘR2（ｔｓ），ｙR2（ｔｓ），ｚR2（ｔｓ）とする。このとき次の数式５４、数式５５が成り立つ。
［数式５４］

［数式５５］

点Ｒ1’（ｔｓ）の直交座標軸Ｏ’-x'y'z'における各方向成分をｘR1’（ｔｓ），ｙR1’（ｔｓ），ｚR1’（ｔｓ）とし、点Ｒ2’（ｔｓ）の直交座標軸Ｏ’-x'y'z'における各方向成分をｘR2’（ｔｓ），ｙR2’（ｔｓ），ｚR2’（ｔｓ）とする。このとき次の数式５６、数式５７が成り立つ。
［数式５６］

［数式５７］

数式３９から、点Ｒ1（ｔｓ）と点Ｒ1’（ｔｓ）には次の数式５８に示す関係が、点Ｒ2（ｔｓ）と点Ｒ2’（ｔｓ）には次の数式５９に示す関係が、それぞれある。
［数式５８］

［数式５９］

数式５８と数式５９とを両辺それぞれ差し引くと、次の数式６０が得られる。
［数式６０］

この数式６０の両辺に［Ｑ’｛Ｑ（ｔｓ）の逆行列｝］の逆行列である、Ｑ（ｔｓ）｛Ｑ’の逆行列｝を左から行列演算すると、次の数式６１が得られる。
［数式６１］

ここでラジアル走査面の法線方向ベクトルＶ（ｔｓ）の直交座標軸Ｏ-xyzにおける各方向成分をｘV（ｔｓ），ｙV（ｔｓ），ｚV（ｔｓ）とすれば、次の数式６２が成り立つ。
［数式６２］

ここで、Ｖ（ｔｓ）はラジアル走査面の法線方向ベクトルであるから、点Ｒ1（ｔｓ）を始点とし点Ｒ2（ｔｓ）を終点とするベクトルＲ2Ｒ1（ｔｓ）とは直交する。従って、次の数式６３が成り立つ。
[数式６３]

この数式６３の右辺に数式６１を適用すれば、次の数式６４が得られる。
[数式６４]

ここで、Ｖ’（ｔｓ）の直交座標軸Ｏ’-x'y'z'における各方向成分をｘV’（ｔｓ），ｙV’（ｔｓ），ｚV’（ｔｓ）とすれば、次の数式６５が成り立つ。
[数式６５]

さらに、各方向成分を次の数式６６に示すように定義する。
[数式６６]

このような定義に基づけば、数式６４は次の数式６７のように書き換えられる。
[数式６７]

この数式６７は、すなわち、次の数式６８である。
[数式６８]

この数式６８は、結局、Ｖ’（ｔｓ）が超音波断層像マーカ４１上の任意の２点を結ぶベクトルに常に直交するということを意味しているために、数式６５、数式６６で与えられるＶ’（ｔｓ）は、超音波断層像マーカ４１の法線方向ベクトルである。このようにして、数式６５、数式６６により超音波断層像マーカ４１の法線方向ベクトルＶ’（ｔｓ）が求められた。

３次元ガイド画像作成回路３３は、既に求めた超音波断層像マーカ４１の位置と配向（中心位置、法線方向、１２時方向）とを基に、図１２に示すような１２時方向マーカ４１ａを付した平行四辺形の超音波断層像マーカ４１を作成する。そして、３次元ガイド画像作成回路３３は、作成した超音波断層像マーカ４１を、その位置と配向とを基にして、ボリュームメモリ３４内のボクセル空間の対応するボクセルへ書き出す。ここで、術者は、マウス８やキーボード９の関心器官指定キー９ａなどを用いて、特徴点及び標本点を指定する関心器官（特徴点指定器官）とは別に、超音波内視鏡１のガイドとして適した関心器官を３次元ガイド用器官として改めて指定する。なぜならば、関心器官（特徴点指定器官）として骨格を指定して特徴点及び標本点として指定した上前腸骨棘は、下半身にあって体表面にも近いために、上部消化管である胃周辺を診断する場合のガイドには適さないからである。関心器官は、特徴点及び標本点を指定する場合（特徴点指定器官）と、超音波内視鏡１のガイドとして表示する場合（３次元ガイド用器官）と、のそれぞれに適した器官を指定しておく。

術者が超音波内視鏡１のガイド用に関心器官（３次元ガイド用器官）を設定した後に、抽出回路３２は、指定された関心器官を改めて抽出しておく。抽出回路３２は、前記特徴点指定器官を抽出したときと同様に、抽出した３次元ガイド用器官をボリュームメモリ３４内のボクセル空間に書き出しておく。ボクセル空間内には既に抽出回路３２が抽出して補間した抽出データが書き出されているために、超音波断層像マーカ４１と抽出データとは合成されたデータ（以下、合成データ）となる。図１３は超音波断層像マーカと抽出データとの合成データを示す図である。ここに図１３は、膵臓、大動脈、上腸間膜静脈、十二指腸が関心器官として指定された場合の例を示している。

３次元ガイド画像作成回路３３は、ボリュームメモリ３４内のボクセル空間から合成データを読み出す。そして、３次元ガイド画像作成回路３３は、合成データを読み出した直後に、ボクセル空間から超音波断層像マーカ４１を消去する。

次に、３次元ガイド画像作成回路３３は、読み出した合成データを基に、陰面消去、陰影付加、視線変換に伴う座標変換等の公知の３次元画像処理を加えて、３次元ガイド画像データを作成する。その後に、３次元ガイド画像作成回路３３は、３次元ガイド画像データを混合回路３６へ出力する。

混合回路３６は、超音波観測装置３から入力される超音波断層像データと、３次元ガイド画像作成回路３３から入力される３次元ガイド画像データとを並べて、混合データとして表示回路３７へ出力する。

表示回路３７は、混合データをアナログビデオ信号に変換して、表示装置１１に出力する。

表示装置１１は、図１４に示すように、３次元ガイド画像と超音波断層像とを並べて表示する。ここに図１４は、表示装置１１の表示画面１１ａに３次元ガイド画像１１ａ１と超音波断層像１１ａ２とが並べて表示されている様子を示す図である。

３次元ガイド画像１１ａ１上で表現される各器官は、もともと参照画像データ３１ａにおいて器官別に色分けされている色により、表示される。この図１４に示す例では、膵臓は水色、大動脈は赤、上腸間膜静脈は赤、十二指腸は黄で、それぞれ表示されている。

制御回路３８は、術者が再び走査制御キー９ｅを押すか否かを確認している。

そして、術者が再び走査制御キー９ｅを押した場合には、ここで上述したような処理を終了させて、ラジアル走査の制御オフを指令するための走査制御信号を超音波観測装置３へ出力する。

超音波観測装置３は、走査制御信号を受けると、超音波振動子２４を回転させるためのモータへ、回転をオフに制御する回転制御信号を出力する。モータは、この回転制御信号を受けると、超音波振動子２４の回転を停止させる。

一方、術者が再び走査制御キー９ｅを押していなかった場合には、３次元ガイド画像作成回路３３は、位置配向算出装置４から新たに位置・配向データを取り込む。

このようにして、位置・配向データ更新処理を繰り返すことにより、超音波振動子２４が１回のラジアル走査をして超音波観測装置３が超音波断層像データを作成し、超音波断層像データが超音波観測装置３から混合回路３６に入力するたびに、新たな３次元ガイド画像が作成され、新たな超音波断層像とともに表示装置１１の表示画面１１ａにリアルタイムに更新されつつ表示される。すなわち、術者による挿入部２１の用手的な操作に伴うラジアル走査面の移動とともに、３次元ガイド画像の超音波断層像マーカ４１が図１４の矢印４３に示すように抽出データに対して移動していく。

＜効果＞
このような第１の実施の形態によれば、超音波断層像により観察している位置を案内するためのガイド画像が３次元ガイド画像である超音波診断装置において、２次元の参照画像上で特徴点を指定するのではなく、２次元の参照画像から構築した３次元の画像上で特徴点を指定することができるために、特徴点をより正確に指定することが可能となる。

例えば特徴点を骨格の骨盤にある上前腸骨棘にした場合には、下方大腿骨に由来する湾曲と上方から来る湾曲との骨盤上の頂点が３次元画像上で判別し易くなるために、正確に指定することができる。なお、この上前腸骨棘は、触診でもわかり易いために、被検体に直接マーカスティック７を接触させることにより被検者体表上の標本点として正確に指定することができる。よって、上前腸骨棘に係る特徴点と標本点とは解剖学的により正確に一致することになり、従来の超音波診断装置に比して、ガイド画像と超音波断層像との位置および配向の一致精度が向上する。

このように、ガイド画像により超音波断層像の位置を案内するこれまでの超音波診断装置に比して、本実施形態の超音波診断装置は、ガイド画像と超音波断層像との位置および配向の一致精度が向上する。このことは、病変部等の関心領域へのアプローチを早くすることにつながるために、検査時間の短縮に寄与することができる。

＜変形例＞
次に本実施の形態の変形例について説明する。
本実施の形態においては、超音波内視鏡１の先端部に受信コイル２５を内蔵する構成であったが、このような構成に限るものではない。例えば、鉗子チャンネルを備えた超音波内視鏡１と、鉗子チャンネルに挿通可能であり先端部に受信コイル２５を備えた位置検出プローブと、を組み合わせる構成であっても構わない。

また、本実施の形態においては、術者がマウス８、キーボード９からの指示を通じて特徴点を設定することができるように構成、作用させたが、これに限るものでもない。例えば、予め検査の関心領域やプロトコールが決まっている場合には、工場出荷時等に数種類の特徴点のセットをデフォルトで参照画像記憶部３１に記憶させておき、術者からのマウス８、キーボード９を介した指示により、制御回路３８が制御して、標本点取得前に参照画像記憶部３１から適切な特徴点のセットを読み出すように構成、作用させても良い。

さらに、本実施の形態においては、姿勢検出プレート６やマーカスティック７を被検者の剣状突起や骨盤などの予め決まった複数の位置に取り付けて、被検者の体位の変化や、体格の差を補正した後に、１個の姿勢検出プレート６のみを残してマーカスティック７を取り外し、残した姿勢検出プレート６により検査中の被検者の体位の変化を補正するように構成している。しかしこれに限るものでもない。例えば、検査直前に被検者に麻酔をかけて、その後に被検者の体位の変化がなくなったのを見計らってから、１個のマーカスティック７のみを用いて複数点の位置を順次計測するようにしても良い。あるいは、姿勢検出プレート６の他にもマーカスティック７を検査中に常時被検者に取り付けておき、被検者の体位の変化を補正するようにしても良い。このようなマーカスティック７を適切な場所に取り付ける構成を採用すれば、より正確な３次元ガイド画像を構築することが可能となる。

そして、本実施の形態においては、位置検出手段として送信アンテナ５と受信コイル２５とを用いて、磁場を介して位置と配向とを検出するように構成、作用させたが、送受はこの逆でも良い。さらに、磁場により検出を行うのではなく、加速度やその他の手段により位置と配向とを検出するように構成、作用させても構わない。

加えて、本実施の形態においては、原点Ｏを送信アンテナ５の特定の位置に設定するようにしたが、送信アンテナ５と位置関係の変わらないその他の場所に設定するようにしてももちろん構わない。

なお、本実施の形態においては、３次元ガイド画像作成回路３３と特徴点指定３次元画像作成回路３５とが別の回路であるものとして説明したが、これらは類似した画像処理を行うものであるために、同一の画像処理回路がこれら２つの回路の機能を兼用するように構成しても構わない。

また、本実施の形態においては、超音波内視鏡１の走査方式について特に言及していないが、機械式の走査方式であっても電子式の走査方式であっても構わず、走査方式の種類に限定されるものではない。さらに、走査方向に関しても、ラジアル走査であってもコンベックス走査であっても構わず、走査方向の種類に限定されるものでもない。

さらに、本実施の形態においては、参照画像データ３１ａを、画素毎に器官別に分類した後に色分けして属性を変えて得た画像データとしたが、属性としては色に限るものではなく、輝度値であっても良いし、その他の態様であっても構わない。

そして、本実施の形態においては、３次元ガイド画像上の各器官を、器官別に色分けして表示するように構成したが、色分けの態様に限らず、輝度、明度、彩度もしくはこれらの組み合わせ等の、他の態様であっても良い。

加えて、参照画像データ３１ａは、Ｘ線ＣＴ装置により得られた画像データ（複数の断層像データ）、ＭＲＩ装置により得られた画像データ（複数の断層像データ）、超音波診断装置により得られた画像データ（複数の断層像データ）等の何れでも構わず、画像データの種類に限定されるものではない。

［第２の実施の形態］
図１５は本発明の第２の実施の形態を示したものであり、表示装置の表示画面に３次元ガイド画像と超音波断層像とが並べて表示されている様子を示す図である。この第２の実施の形態において、上述の第１の実施の形態と同様である部分については同一の符号を付して説明を省略し、主として異なる点についてのみ説明する。

なお、この図１５に示す例においては、超音波断層像とともに表示されている３次元ガイド画像は、腹腔動脈分岐を含んでいる。

＜構成＞
第２の実施の形態の構成は、第１の実施の形態の構成とほぼ同様となっている。ただし、この第２の実施の形態の参照画像データ３１ａは、例えば人体を１ｍｍピッチで平行にスライスする方向に撮影された一辺６０ｃｍの正方形の写真データであって、かつ、造影剤によって特定の器官を造影した画像データである。ここでは特に、血管造影剤によって血管が造影された写真データであるものとする。

＜作用＞
次に、この第２の実施の形態の作用の内の、上述した第１の実施の形態の作用と異なる部分のみを説明する。

特徴点指定器官として血管を選択して、特徴点を腹腔動脈分岐部とした場合の、特徴点指定方法を説明する。ここに、腹腔動脈は、腹膜腔において大動脈から分岐して、その後に胃、肝臓、脾臓へと分岐する太い動脈血管である。そして、腹腔動脈分岐部とは、この腹腔動脈と大動脈との分岐部のことを指している。

まず、本実施の形態の特徴点指定３次元画像の構築の方法は、上述した第１の実施の形態と同様である。ただし、参照画像データが造影剤を用いて取得された画像データであるために、３次元の造影画像が生成される。そして、構築された特徴点指定３次元画像が、表示装置１１の表示画面１１ａに表示される。

術者は、特徴点指定３次元画像上に３次元の造影画像として表示されている腹腔動脈分岐部にマウスカーソル（図１５に示すマウスカーソル１１ｂ参照）を置いて、その後にキーボード９の特徴点指定キー９ｂを押す。これにより特徴点の一つの点に腹腔動脈分岐部が指定される。そして、同様の処理を行うことにより、他の全ての特徴点を指定する。

次に、腹腔動脈分岐部の標本点を指定する方法を説明する。

第１の実施の形態で説明した標本点は、全て体表部あるいは体腔内表面部であったので、肉眼あるいは内視鏡による光学観察により確認することができた。しかし、腹腔動脈分岐部は体腔内部であるために、超音波断層像で確認する必要がある。

そこで先ず、超音波内視鏡１の挿入部２１を被検者に挿入して、超音波によるラジアル走査を行う。これにより、図１５の右側に示すような超音波断層像１１ａ２が表示される（なお、この時点では、標本点の幾つかがまだ指定されていないために、３次元ガイド画像１１ａ１はまだ表示されないか、またはおおざっぱな位置を示す参考程度にしか表示されない。）。術者は、図１５の右画面に表示される超音波断層像を観察しながら、腹腔動脈分岐部が描出されるようにする。この腹腔動脈分岐部は、太い動脈血管が分岐する部分であるために、特徴があって画面上で認識し易い。

超音波断層像１１ａ２に腹腔動脈分岐部が描出されたら、この腹腔動脈分岐部にマウスカーソル１１ｂを置いて、体内標本点指定キー９ｄを押す。この時刻を時刻ｔ４と定義する。

これと同時に（時刻ｔ４に）、３次元ガイド画像作成回路３３は、位置配向算出装置４から位置・配向データを取り込む。

３次元ガイド画像作成回路３３は、取り込んだ位置・配向データから、超音波内視鏡１の先端部の受信コイル２５の位置ベクトルＯＣ（ｔ４）（つまり、超音波断層像上の中心位置の位置ベクトル）を取得する。

制御回路３８は、超音波断層像上の中心位置からマウスカーソル１１ｂが置かれた腹腔動脈分岐部までの距離と角度とを算出し、位置ベクトルをＭ（ｔ４）とする。

すると、腹腔動脈分岐部の位置Ｐ4の時刻ｔ４における位置ベクトルＯＰ4（ｔ４）は、次の数式６９により表現することができる。
[数式６９]

なお、その他の標本点に、体表部の標本点がある場合には、超音波内視鏡１の挿入部２１を被検者に挿入する前に指定を行う。また、その他の標本点に体腔内表面部の標本点がある場合には、超音波内視鏡１の挿入部２１を被検者に挿入した後の適宜の時点で指定を行う。このようにして、他の標本点についても全て指定する。

その後の作用は、上述した第１の実施の形態と同様である。

＜効果＞
このような第２の実施の形態によれば、上述した第１の実施の形態とほぼ同様の効果を奏するとともに、さらに以下のような効果を奏することができる。

例えば、Ｘ線造影剤を用いて撮影された参照画像データ３１ａ、つまり、血管や、血管を多く含む器官が周囲組織よりも高輝度になる参照画像データ３１ａを用いることにより、血管等の器官を描出し易くなり、器官の境界が明瞭でわかり易くなって、体表または体腔表面のみならず、体内においても正確な特徴点を指定することが可能となる。従って、ガイド画像と超音波断層像との位置および配向の一致精度をさらに向上することができる。

＜変形例＞
次に本実施の形態の変形例について説明する。
本実施の形態においては、造影剤として血管造影剤を例に挙げて説明したが、これに限るものではない。使用する造影剤としては、例えば、消化管造影剤等でも良い。このように、描出を強調する器官の部位に限定されるものではない。また、使用する造影剤としては、例えばＸ線ＣＴ装置を使用する際に用いられるＸ線造影剤、ＭＲＩ装置を使用する際に用いられるＭＲＩ造影剤、超音波診断装置を使用する際に用いられる超音波造影剤等の何れでも良く、診断装置の種類に限定されるものでもない。

本実施の形態におけるその他の変形例は、上述した第１の実施の形態における変形例と同様である。

なお、本発明は上述した実施の形態そのままに限定されるものではなく、実施段階ではその要旨を逸脱しない範囲で構成要素を変形して具体化することができる。また、上記実施の形態に開示されている複数の構成要素の適宜な組み合わせにより、種々の発明を形成することができる。例えば、実施の形態に示される全構成要素から幾つかの構成要素を削除しても良い。さらに、異なる実施の形態にわたる構成要素を適宜組み合わせても良い。このように、発明の主旨を逸脱しない範囲内において種々の変形や応用が可能であることは勿論である。

本発明の第１の実施の形態における超音波診断装置のシステム全体の構成を示すブロック図。 上記第１の実施の形態において、超音波内視鏡の挿入部の先端部に配設された受信コイルの様子を示す図。 上記第１の実施の形態における姿勢検出プレートの構成を示す斜視図。 上記第１の実施の形態におけるマーカスティックの構成を示す斜視図。 上記第１の実施の形態において、参照画像記憶部に記憶されている参照画像データの様子を模式的に示す図。 上記第１の実施の形態におけるボクセル空間の様子を模式的に示す図。 上記第１の実施の形態において、送信アンテナ上に定義された直交座標軸Ｏ-xyzとその正規直交基底とを示す図。 上記第１の実施の形態において、参照画像記憶部から参照画像データを読み出して表示装置に表示し、マウスカーソルを用いて特徴点指定器官を選択するときの様子を示す図。 上記第１の実施の形態において、表示装置の表示画面に特徴点指定３次元画像が表示され、マウスカーソルを用いて特徴点を指定するときの様子を示す図。 上記第１の実施の形態における標本点とラジアル走査面との位置関係を示す図。 上記第１の実施の形態における特徴点と超音波断層像マーカとの位置関係を示す図。 上記第１の実施の形態における超音波断層像マーカを示す図。 上記第１の実施の形態における超音波断層像マーカと抽出データとの合成データを示す図。 上記第１の実施の形態において、表示装置の表示画面に３次元ガイド画像と超音波断層像とが並べて表示されている様子を示す図。 本発明の第２の実施の形態において、表示装置の表示画面に３次元ガイド画像と超音波断層像とが並べて表示されている様子を示す図。

符号の説明

１…超音波内視鏡
２…光学観察装置
３…超音波観測装置（超音波断層像生成手段）
４…位置配向算出装置（位置検出手段）
５…送信アンテナ（位置検出手段）
６…姿勢検出プレート（標本点指定手段）
６ａ，６ｂ，６ｃ…プレートコイル
６ｄ…プレート筐体
７…マーカスティック（標本点指定手段）
７ａ…マーカコイル
８…マウス（特徴点指定手段）
９…キーボード
９ａ…関心器官指定キー（特徴点指定手段）
９ｂ…特徴点指定キー（特徴点指定手段）
９ｃ…体表標本点指定キー（標本点指定手段）
９ｄ…体内標本点指定キー（標本点指定手段）
９ｅ…走査制御キー
１０…超音波画像処理装置
１１…表示装置
１１ａ…表示画面
１１ａ１…３次元ガイド画像
１１ａ２…超音波断層像
１１ｂ…マウスカーソル
２１…挿入部
２２…操作部
２３…ＣＣＤカメラ
２４…超音波振動子
２５…受信コイル（位置検出手段、標本点指定手段）
３１…参照画像記憶部（参照画像データ保持手段）
３１ａ…参照画像データ
３２…抽出回路（特徴点指定手段、抽出手段）
３３…３次元ガイド画像作成回路（ガイド画像作成手段）
３４…ボリュームメモリ
３５…特徴点指定３次元画像作成回路（画像処理手段）
３６…混合回路
３７…表示回路
３８…制御回路
４１…超音波断層像マーカ
４１ａ…１２時方向マーカ

Claims (8)

1. 被検体に超音波を送受して得られる超音波信号から超音波画像を生成して超音波断層像データとして出力する超音波断層像生成手段と、
   前記超音波断層像の位置及び配向を示す位置情報を検出して位置情報データとして出力する位置検出手段と、
   参照画像データを保持する参照画像データ保持手段と、
   前記参照画像データから特徴点を指定する特徴点指定手段と、
   前記特徴点に対応する被検体の標本点の位置を指定する標本点指定手段と、
   前記位置検出手段により検出された位置と配向との少なくとも一方に基づき、前記特徴点と前記標本点とを用いて、前記超音波断層像の前記被検体における解剖学的なガイド画像を作成するガイド画像作成手段と、
   を備える超音波診断装置において、
   前記参照画像データに基づき３次元画像を生成する画像処理手段をさらに備え、
   前記特徴点指定手段は、前記３次元画像上において前記特徴点を指定するように構成されたものであることを特徴とする超音波診断装置。
2. 前記特徴点指定手段は、前記参照画像データから生体の特定の部位の画像部分を抽出する抽出手段を有しており、
   前記画像処理手段は、前記抽出手段により抽出された部位の画像部分に基づき前記３次元画像を生成するものであることを特徴とする請求項１に記載の超音波診断装置。
3. 前記抽出手段は、前記生体の特定の部位の画像部分として該生体の骨格の画像部分を抽出するものであり、
   前記特徴点指定手段は、前記３次元画像上の骨格の画像部分に前記特徴点を指定するものであることを特徴とする請求項２に記載の超音波診断装置。
4. 前記抽出手段は、前記生体の特定の部位の画像部分として該生体の血管の画像部分を抽出するものであり、
   前記特徴点指定手段は、前記３次元画像上の血管の画像部分に前記特徴点を指定するものであることを特徴とする請求項２に記載の超音波診断装置。
5. 前記参照画像データは造影剤を用いて取得されたものであって、
   前記抽出手段は、前記造影剤を用いて取得された参照画像データから前記生体の特定の部位の画像部分を抽出するものであり、
   前記画像処理手段は、前記抽出手段により抽出された部位の画像部分に基づき３次元の造影画像を生成するものであり、
   前記特徴点指定手段は、前記３次元の造影画像上において前記特徴点を指定するものであることを特徴とする請求項２に記載の超音波診断装置。
6. 前記参照画像データは、Ｘ線ＣＴ装置から得られた複数の断層像データであることを特徴とする請求項１〜５の何れか一項に記載の超音波診断装置。
7. 前記参照画像データは、ＭＲＩ装置から得られた複数の断層像データであることを特徴とする請求項１〜５の何れか一項に記載の超音波診断装置。
8. 前記参照画像データは、超音波診断装置から得られた複数の断層像データであることを特徴とする請求項１〜５の何れか一項に記載の超音波診断装置。

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