JP2013192627A - 超音波画像診断装置 - Google Patents

Abstract

【課題】フレームレートの低下を低減させて穿刺針の位置を把握することができる超音波画像診断装置を提供する。
【解決手段】送信部２０２は、平面波の送信超音波が超音波探触子２２から出力されるように超音波探触子２２に駆動信号を与える。受信部２０３は、超音波探触子２２から出力された平面波の送信超音波が被検体に挿入された穿刺針によって反射した反射超音波を超音波探触子２２が受信して得られた平面波の受信信号を超音波探触子２２から受信する。穿刺針位置検出部は、受信部２０３によって受信した平面波の受信信号から被検体に挿入された穿刺針の角度及び位置を示す穿刺針エコー情報を得る。
【選択図】図３

Description

本発明は、超音波画像診断装置に関する。

従来、生体内に穿刺針を挿入して組織や体液を採取し、これを診断する生体組織診断（バイオプシー）が行われている。この場合、生体内の所定の組織等を採取する際に、誤って別の位置に穿刺針を穿刺してしまわないように、アタッチメントやガイドを備えた超音波探触子に穿刺針を取り付け、医師等の操作者は、超音波探触子にて取得した生体内の超音波画像データから超音波画像を表示するとともに、これを見ながら穿刺位置を確認し、穿刺針の穿刺を実施する。

従来の超音波画像診断装置において、複数方向に超音波を送信して得られた受信信号の強弱から穿刺針の方向を検知した後、穿刺針に対して直交する方向に超音波を送受信して穿刺針画像データを取得する一方で、生体内に対する超音波のスキャンを行って生体内の生体組織画像データを取得し、これらの画像データを重ね合わせることにより、超音波画像中の穿刺針を明確に表示するようにしたものがある。また、穿刺針挿入用アタッチメントにおいて設定された穿刺角度に直交する方向に超音波の送受信を行うようにしたものもある（例えば、特許文献１）。

特開２００６−３２０３７８号公報

しかしながら、上記特許文献１に記載の技術では、穿刺針の方向を特定するために複数方向の超音波の送受信を行う必要があることから、穿刺針を特定するためにフレームレートが低下するという問題がある。また、上記特許文献１に記載の技術では、超音波の送受信方向や、穿刺針挿入用アタッチメントによって設定された穿刺角度により、穿刺針の角度は把握できるが深度までは特定することができず、正確な穿刺針の位置を把握することができない。

本発明の課題は、フレームレートの低下を低減させて穿刺針の位置を把握することができる超音波画像診断装置を提供することである。

以上の課題を解決するため、請求項１に記載の発明は、駆動信号によって被検体に向けて送信超音波を出力するとともに、被検体からの反射超音波を受信して得られた受信信号を出力する超音波探触子と、前記超音波探触子に駆動信号を与える送信部と、前記超音波探触子から出力された受信信号を受信する受信部と、を備え、前記受信信号によって受信された受信信号に基づいて超音波画像を表示する超音波画像診断装置において、
前記送信部は、平面波の送信超音波が前記超音波探触子から出力されるように前記超音波探触子に駆動信号を与え、
前記受信部は、前記超音波探触子から出力された前記平面波の送信超音波が前記被検体に挿入された穿刺針によって反射した反射超音波を前記超音波探触子が受信して得られた平面波の受信信号を前記超音波探触子から受信し、
前記受信部によって受信した前記平面波の受信信号から前記被検体に挿入された穿刺針の角度及び位置を示す穿刺針エコー情報を得る穿刺針位置検出部を備えたことを特徴とする。

請求項２に記載の発明は、請求項１に記載の超音波画像診断装置において、
前記穿刺針位置検出部は、前記受信部によって受信した前記平面波の受信信号をハフ変換し、該ハフ変換の結果に基づいて前記穿刺針エコー情報を得ることを特徴とする。

請求項３に記載の発明は、請求項２に記載の超音波画像診断装置において、
前記穿刺針位置検出部は、前記受信部によって受信した前記平面波の受信信号の強度の変化からエッジを抽出し、エッジが抽出された前記平面波の受信信号をハフ変換することを特徴とする。

請求項４に記載の発明は、請求項２又は３に記載の超音波画像診断装置において、
前記超音波探触子は複数の振動子を備えて、該複数の振動子にて送信超音波を出力し、
前記穿刺針位置検出部は、前記受信部によって受信した前記複数の振動子のそれぞれの前記平面波の受信信号を、各振動子の位置と深度とをｘｙ軸とするｘｙ空間上に展開し、該展開されたｘｙ空間上の受信信号をハフ変換し、該ハフ変換して得られた複数の正弦曲線の通過数である投票数の最も多い点から特定されるｘｙ空間上の直線から前記穿刺針エコー情報を得ることを特徴とする。

請求項５に記載の発明は、請求項４に記載の超音波画像診断装置において、
前記穿刺針位置検出部は、前記受信部によって受信した前記平面波の受信信号の強度の変化の大きさからエッジの強度を検出し、該検出したエッジの強度に応じて前記複数の正弦曲線のそれぞれについて前記投票数の重み付けを行うことを特徴とする。

請求項６に記載の発明は、請求項１〜５の何れか一項に記載の超音波画像診断装置において、
前記穿刺針位置検出部は、取得した前記穿刺針エコー情報から特定される直線と前記超音波探触子との距離から、前記被検体に挿入された穿刺針の挿入角度及び深度を特定する穿刺アクセス情報を得ることを特徴とする。

請求項７に記載の発明は、請求項６に記載の超音波画像診断装置において、
前記被検体からの反射超音波から得られた受信信号を第１の受信開口中心で整相加算する整相加算部と、
前記整相加算後の受信信号に基づき、超音波画像を表示するための画像データを生成する画像生成部と、
を備え、
前記整相加算部は、前記穿刺アクセス情報に基づいて受信開口中心のずらし量を設定し、該設定したずらし量だけ第１の受信開口中心からずらした第２の受信開口中心で整相加算を行い、
前記画像生成部は、前記整相加算部によって前記第２の受信開口中心で整相加算された受信信号に基づいて、前記被検体に挿入された穿刺針の部分の画像である穿刺針画像が強調された穿刺針画像データを生成することを特徴とする。

請求項８に記載の発明は、請求項７に記載の超音波画像診断装置において、
前記画像生成部は、前記第１の受信開口中心で整相加算された受信信号に基づいて生成された画像データに前記穿刺針画像データを合成することを特徴とする。

請求項９に記載の発明は、請求項８に記載の超音波画像診断装置において、
前記画像生成部は、前記整相加算部によって整相加算された受信信号の強度を輝度に変換することにより画像データを生成するものであって、前記第１の受信開口中心で整相加算された受信信号に対しては対数圧縮を行って画像データを生成し、前記第２の受信開口中心で整相加算された受信信号に対しては所定強度の受信信号を抽出し、該抽出された受信信号の強度を輝度に変換することにより穿刺針画像データを生成することを特徴とする。

請求項１０に記載の発明は、請求項８又は９に記載の超音波画像診断装置において、
前記画像生成部は、前記穿刺アクセス情報に基づいて、前記穿刺針画像データを生成する領域を設定し、該設定した領域の穿刺針画像データを前記第２の受信開口中心で整相加算された受信信号から生成することを特徴とする。

請求項１１に記載の発明は、請求項７〜１０の何れか一項に記載の超音波画像診断装置において、
前記穿刺針位置検出部によって取得された穿刺針エコー情報に基づいて前記被検体内における音速を算出する音速算出部を備えたことを特徴とする。

請求項１２に記載の発明は、請求項１１に記載の超音波画像診断装置において、
前記整相加算部は、前記音速算出部によって算出された音速に従って前記受信信号を整相加算することを特徴とする。

請求項１３に記載の発明は、請求項１〜１２の何れか一項に記載の超音波画像診断装置において、
前記送信部は、前記超音波探触子の端部から前記平面波の送信超音波が出力されるように前記超音波探触子に駆動信号を与えることを特徴とする。

請求項１４に記載の発明は、請求項１３に記載の超音波画像診断装置において、
前記送信部は、前記超音波探触子の方位方向の両端部から前記平面波の送信超音波が出力されるように前記超音波探触子に駆動信号を与えることを特徴とする。

請求項１５に記載の発明は、請求項１〜１４の何れか一項に記載の超音波画像診断装置において、
前記送信部は、前記超音波探触子から出力される前記平面波の送信超音波が前記超音波探触子の外側であって深度方向に対して所定角度となるように前記超音波探触子に駆動信号を与えることを特徴とする。

本発明によれば、フレームレートの低下を低減させて穿刺針の位置を把握することができる。

本実施の形態に係る医用画像管理システムのシステム構成図である。 超音波画像診断装置の外観構成を示す図である。 超音波画像診断装置の概略構成を示すブロック図である。 受信部の機能的構成を示すブロック図である。 画像メモリー部の機能的構成を示すブロック図である。 フレーム画像データ生成処理について説明するフローチャートである。 穿刺針認識処理について説明するフローチャートである。 音速解析処理について説明するフローチャートである。 穿刺画像抽出処理について説明するフローチャートである。 受信信号について説明する図である。 穿刺針探索用ビームの送受信について説明する図である。 穿刺針からの反射超音波から得られる受信信号について説明する図である。 ハフ変換について説明する図である。 音速解析の手順について説明する図である。 穿刺アクセス情報の算出方法について説明する図である。 穿刺アクセス情報の算出方法について説明する図である。 受信開口中心について説明する図である。 本実施の形態に係る合成画像データの生成について説明する図である。 従来の合成画像データの生成について説明する図である。 本実施の形態の効果について説明する図である。 受信信号のヒストグラムについて説明する図である。 多重反射の低減について説明する図である。 本実施の形態の効果について説明する図である。 本実施の形態の効果について説明する図である。

以下、本発明の実施の形態に係る医用画像管理システムについて、図面を参照して説明する。ただし、発明の範囲は図示例に限定されない。なお、以下の説明において、同一の機能及び構成を有するものについては、同一の符号を付し、その説明を省略する。

医用画像管理システム１００は、図１に示すように、ＲＩＳ（Radiological Information System：放射線情報システム）１０と、超音波画像診断装置２０と、ＰＡＣＳ（Picture Archiving and Communication System）３０と、クライアント端末４０とを備えている。
上記の各装置は、ＬＡＮ（Local Area Network）等の通信ネットワークＮを介してデータ通信可能に接続されている。なお、この医用画像管理システム１００には、超音波画像診断装置２０とは異なる種類のモダリティが接続されることがあり、例えば、ＣＴ（コンピュータ断層撮影装置）、ＭＲＩ（磁気共鳴診断装置）、ＣＲ（コンピュータ・ラジオグラフィ）、ＤＲ（デジタルＸ線撮影装置）、ＸＡ（血管造影Ｘ線診断装置）、ＥＳ（内視鏡装置）等である。

ＲＩＳ１０は、医用画像管理システム１００内における診療予約、診断結果のレポート、実績管理等の情報管理を行う。ＲＩＳ１０は、図示しない電子カルテシステム等において生成された撮影オーダ情報を超音波画像診断装置２０に送信する。

超音波画像診断装置２０は、ＲＩＳ１０から受信した撮影オーダ情報に従い、患者（以下、被検体ということがある）の生体内部組織の状態を超音波画像にして表示出力する装置である。すなわち、超音波画像診断装置２０は、生体等の被検体内に対して超音波（送信超音波）を送信するとともに、この被検体内で反射した超音波の反射波（反射超音波：エコー）を受信する。超音波画像診断装置２０は、受信した反射超音波を電気信号に変換し、これに基づいて超音波画像データを生成する。超音波画像診断装置２０は、生成した超音波画像データに基づき、被検体内の内部状態を超音波画像として表示する。また、超音波画像診断装置２０は、撮影オーダ情報に基づいて、生成した超音波画像データに関する付帯情報を生成する。超音波画像診断装置２０は、超音波画像データに当該付帯情報を付帯して、ＤＩＣＯＭ（Digital Imaging and COmmunication in Medicine）規格に則ったＤＩＣＯＭ画像データからなる画像ファイルを生成し、ＰＡＣＳ３０に送信することができる。

超音波画像診断装置２０は、図２に示すように、超音波画像診断装置本体２１と超音波探触子２２とを備えている。超音波探触子２２は、上述したようにして送信超音波を送信するとともに、反射超音波を受信する。超音波画像診断装置本体２１は、超音波探触子２２とケーブル２３を介して接続され、超音波探触子２２に電気信号の駆動信号を送信することによって超音波探触子２２に被検体内に対して送信超音波を送信させる。また、超音波画像診断装置本体２１は、超音波探触子２２にて受信した被検体内からの反射超音波に応じて超音波探触子２２で生成された電気信号である受信信号を受信し、上述のようにして超音波画像データを生成する。

超音波探触子２２は、圧電素子からなる振動子２２ａ（図３参照）を備えており、この振動子２２ａは、例えば、方位方向（走査方向）に一次元アレイ状に複数配列されている。本実施の形態では、１〜ｎチャンネルのｎ個（例えば、１９２個）の振動子２２ａを備えた超音波探触子２２を用いている。なお、振動子は、二次元アレイ状に配列されたものであってもよい。また、振動子２２ａの個数は、任意に設定することができる。また、本実施の形態では、超音波探触子２２について、リニア電子スキャンプローブを採用したが、電子走査方式あるいは機械走査方式の何れを採用してもよく、また、リニア走査方式、セクタ走査方式あるいはコンベックス走査方式の何れの方式を採用することもできる。

また、超音波探触子２２の側部には、方位方向に穿刺針２４の挿入を案内するアタッチメント２５が設けられている。アタッチメント２５は、穿刺針２４の挿入角度が規定されるように挿入の案内を行い、また、挿入角度を可変することが出来る。
なお、本実施の形態において、アタッチメント２５を設けず、例えば、超音波探触子２２に穿刺針２４の挿入角度をガイドするガイド溝を設けるようにしてもよい。

超音波画像診断装置本体２１は、図３に示すように、例えば、操作入力部２０１と、送信部２０２と、受信部２０３と、画像処理部２０４と、画像メモリー部２０５と、ＤＳＣ（Digital Scan Converter）２０６と、表示部２０７と、制御部２０８と、記憶部２０９と、通信部２１０とを備えて構成されている。

操作入力部２０１は、例えば、診断開始を指示するコマンド、被検体の個人情報等のデータ、及び、超音波画像を表示部２０７に表示するための各種パラメーターの入力などを行うための各種スイッチ、ボタン、トラックボール、マウス、キーボード等を備えており、操作信号を制御部２０８に出力する。

送信部２０２は、制御部２０８の制御に従って、超音波探触子２２にケーブル２３を介して電気信号である駆動信号を供給して超音波探触子２２に送信超音波を発生させる回路である。すなわち、送信部２０２は、例えば、クロック発生回路、遅延回路、パルス発生回路を備えている。クロック発生回路は、駆動信号の送信タイミングや送信周波数を決定するクロック信号を発生させる回路である。遅延回路は、駆動信号の送信タイミングを振動子毎に対応した個別経路毎に遅延時間を設定し、設定された遅延時間だけ駆動信号の送信を遅延させて送信超音波によって構成される超音波ビームの集束（送信ビームフォーミング）を行うための回路である。パルス発生回路は、所定の周期で駆動信号としてのパルス信号を発生させるための回路である。上述のように構成された送信部２０２は、例えば、超音波探触子２２に配列されたｎ個（例えば、１９２個）の振動子のうちの連続する一部（例えば、６４個）を駆動して送信超音波を発生させる。このように、集束の行われる超音波ビームをスキャン用ビームということがある。そして、送信部２０２は、送信超音波を発生させる毎に駆動する振動子を方位方向にずらすことで走査（スキャン）を行う。また、本実施の形態において、送信部２０２は、遅延回路による駆動信号の送信の遅延を実施せず、複数の振動子を同時に駆動させるように超音波探触子２２に駆動信号を与えることにより、超音波探触子２２に一定のビーム幅の平面波からなる超音波ビームを発生させることができる。このようにして生成された超音波ビームは、穿刺針探索用ビームということがあり、後述する穿刺針の探索に用いられる。また、送信部２０２は、後述するように、超音波ビームの集束が行われる音速解析用ビームを発生させることもできる。

受信部２０３は、制御部２０８の制御に従って、超音波探触子２２からケーブル２３を介して電気信号である受信信号を受信する回路である。受信部２０３は、図４に示すように、例えば、ＡＭＰ（AMPlifier）２０３ａ、ＡＤＣ（Analog-Digital Converter）２０３ｂ、サンプリングメモリー２０３ｃ、整相加算部２０３ｄ、穿刺針位置検出部２０３ｅ及び音速算出部２０３ｆを備えている。

ＡＭＰ２０３ａは、受信信号を、ｎ個の振動子２２ａ_１〜２２ａ_ｎのそれぞれに対応する個別経路毎に、予め設定された増幅率で増幅させるための回路である。本実施の形態では、ｎ個の振動子２２ａ_１〜２２ａ_ｎのそれぞれに対応して、ｎ個のＡＭＰ２０３ａ_１〜２０３ａ_ｎが設けられている。
ＡＤＣ２０３ｂは、ＡＭＰ２０３ａによって増幅された受信信号をアナログ−デジタル変換（Ａ／Ｄ変換）してサンプリングするための回路である。本実施の形態では、ｎ個のＡＭＰ２０３ａ_１〜２０３ａ_ｎのそれぞれに対応して、ｎ個のＡＤＣ２０３ｂ_１〜２０３ｂ_ｎが設けられている。

サンプリングメモリー２０３ｃは、振動子２２ａ_１〜２２ａ_ｎのそれぞれに対応した複数チャンネルの記憶領域を有し、チャンネル毎に複数のサンプリング格納領域を有している。サンプリングメモリー２０３ｃは、例えば、ＦＩＦＯ（First-In/First-Out）の形式により、受信信号のサンプリングタイミング毎に、複数のサンプリング格納領域にそれぞれ格納されたＡ／Ｄ変換後の受信信号がシフトする。これにより、サンプリングメモリー２０３ｃは、受信信号を時系列的に記憶することができる。

整相加算部２０３ｄは、サンプリングメモリー２０３ｃに記憶されている受信信号を、所定の受信開口中心に対応するチャンネルの受信信号を基準として、チャンネル毎に受信信号を遅延時間に対応して読み出し位置をずらしながら読み出し、これらのデータを加算する。すなわち、整相加算部２０３ｄは、Ａ／Ｄ変換された受信信号に対してそれぞれ遅延時間を与えて時相を整え、これらを加算（整相加算）して音線データを生成する。つまり、整相加算部２０３ｄは、上述したようにして受信ビームフォーミングを行って音線データを生成する。なお、遅延時間は、設定された音速に対応している。整相加算部２０３ｄは、生成された音線データを画像処理部２０４に出力する。

穿刺針位置検出部２０３ｅは、上述のようにして送信された穿刺針探索用ビームの反射超音波から得られた受信信号がサンプリングメモリー２０３ｃに記憶されたときに、この受信信号を分析して、被検体に挿入された穿刺針２４の角度及び位置を示す穿刺針エコー情報を生成する。また、穿刺針位置検出部２０３ｅは、生成された穿刺針エコー情報に基づいて、被検体に挿入された穿刺針２４の実際の挿入角度及び深度を特定する穿刺アクセス情報を生成する。なお、穿刺針エコー情報及び穿刺アクセス情報の具体的な生成方法については後述する。そして、穿刺針位置検出部２０３ｅは、生成された穿刺アクセス情報に基づいて、後述する穿刺針画像データを構成する音線データを生成させるために、整相加算における受信開口中心とするチャンネルを整相加算部２０３ｄに指示する。

音速算出部２０３ｆは、音速解析用ビームの送受信によって得られた受信信号がサンプリングメモリー２０３ｃに記憶されたときに、穿刺針位置検出部２０３ｅによって生成された穿刺針エコー情報に基づいて、穿刺針エコー情報の補正を行うとともに、被検体内における音速を算出する。なお、穿刺針エコー情報の具体的な補正方法や音速の算出方法については後述する。そして、音速算出部２０３ｆは、音速の算出結果に基づいて、遅延時間を整相加算部２０３ｄに指示する。

画像処理部２０４は、受信部２０３からの音線データに対して包絡線検波処理や対数圧縮などを実施し、ダイナミックレンジやゲインの調整を行って輝度変換することにより、Ｂモード画像データを生成する。すなわち、Ｂモード画像データは、受信信号の強さを輝度によって表したものである。画像処理部２０４は、Ｂモード画像データの他、Ａモード画像データ、Ｍモード画像データ及びドプラ法による画像データが生成できるものであってもよい。

画像メモリー部２０５は、例えば、ＤＲＡＭ（Dynamic Random Access Memory）などの半導体メモリーによって構成されており、画像処理部２０４から送信されたＢモード画像データをフレーム単位で記憶する。フレーム単位のＢモード画像データを超音波画像データ、あるいは、フレーム画像データということがある。画像メモリー部２０５は、所定時間（例えば、５分）分のフレーム画像データを保持可能な大容量メモリーにより構成されており、例えば、ＦＩＦＯ方式により、直近の所定時間分の超音波画像データが保持される。より具体的には、画像メモリー部２０５は、図５に示すように、例えば、穿刺針画像用フレームバッファ２０５ａ、生体組織画像用フレームバッファ２０５ｂ及び合成画像用フレームバッファ２０５ｃを備えている。

穿刺針画像用フレームバッファ２０５ａは、穿刺針画像データをフレーム単位で記憶する。生体組織画像用フレームバッファ２０５ｂは、被検体内の生体組織を表す生体組織画像データをフレーム単位で記憶する。すなわち、受信開口中心が、送信する超音波ビームの送信開口中心に対応するチャンネルとなるように受信信号を整相加算して得られた超音波画像データを記憶する。合成画像用フレームバッファ２０５ｃは、穿刺針画像用フレームバッファ２０５ａ及び生体組織画像用フレームバッファ２０５ｂからそれぞれ穿刺針画像データ及び生体組織画像データを読み出して合成された超音波画像データである合成画像データをフレーム単位で記憶する。

上述のようにして生成された超音波画像データは、制御部２０８の制御に従って、画像メモリー部２０５から所定時間毎に１フレーム分ずつＤＳＣ２０６に送信される。

ＤＳＣ２０６は、画像メモリー部２０５より受信した超音波画像データをテレビジョン信号の走査方式による画像信号に変換し、表示部２０７に出力する。

表示部２０７は、ＬＣＤ（Liquid Crystal Display）、ＣＲＴ（Cathode-Ray Tube）ディスプレイ、有機ＥＬ（Electronic Luminescence）ディスプレイ、無機ＥＬディスプレイ及びプラズマディスプレイ等の表示装置が適用可能である。表示部２０７は、ＤＳＣ２０６から出力された画像信号に従って表示画面上に超音波画像の表示を行う。本実施の形態では、表示部２０７として、白色もしくはフルカラーＬＥＤ（Light-Emitting Diode）のバックライトを備えた１５インチのＬＣＤが適用されている。なお、ＬＥＤのバックライトを備えたＬＣＤにおいて、例えば、超音波画像データを分析してＬＥＤの輝度を調整するように構成されていてもよい。このとき、１画面を複数の領域に分割し、その領域毎にＬＥＤの輝度調整を実施するようにしてもよい。また、画面全体でＬＥＤの輝度調整を実施するようにしてもよい。また、表示部２０７に適用される画面サイズについては任意のものを適用することができる。表示部２０７に適用されるバックライトは、ＬＥＤに限らず、例えば、ＣＣＦＬ（Cold Cathode Fluorescent Lamp）等を適用してもよい。

制御部２０８は、例えば、ＣＰＵ（Central Processing Unit）、ＲＯＭ（Read Only Memory）、ＲＡＭ（Random Access Memory）を備えて構成され、ＲＯＭに記憶されているシステムプログラム等の各種処理プログラムを読み出してＲＡＭに展開し、展開したプログラムに従って超音波画像診断装置２０の各部の動作を集中制御する。
ＲＯＭは、半導体等の不揮発メモリー等により構成され、超音波画像診断装置２０に対応するシステムプログラム及び該システムプログラム上で実行可能な、例えば、後述する、フレーム画像データ生成処理や穿刺画像抽出処理等を実行する各種処理プログラムや、各種データ等を記憶する。これらのプログラムは、コンピュータが読み取り可能なプログラムコードの形態で格納され、ＣＰＵは、当該プログラムコードに従った動作を逐次実行する。

記憶部２０９は、例えば、ＨＤＤ（Hard Disk Drive）やＳＳＤ（Solid State Drive）等の大容量記録媒体によって構成されており、上述したようにして生成された超音波画像データを保存することができる。ここで、記憶部２０９は、１フレーム分の静止画の超音波画像データと、数フレーム分の超音波画像データを動画表示可能に生成された動画データとを保存することができる。なお、上述した記録媒体の他、ＤＶＤ−Ｒ（Digital Versatile Disk-Recordable）やＣＤ−Ｒ（Compact Disk-Recordable）等の可搬型記録媒体と、これにデータを記録するためのＤＶＤ−ＲドライブやＣＤ−Ｒドライブ等のデータ読出書込装置を備え、これらにより記憶部２０９を構成するようにしてもよい。また、記憶部２０９は、上述のようにして生成されたＤＩＣＯＭ画像データからなる画像ファイルを保存できるようにしてもよい。

通信部２１０は、ＬＡＮアダプター、ルーター、ＴＡ（Terminal Adapter）等を備え、通信ネットワークＮを介して接続されたＲＩＳ１０、ＰＡＣＳ３０及びクライアント端末４０等の外部機器との間でデータの送受信を行う。

ＰＡＣＳ３０は、図１に示すように、超音波画像診断装置２０において生成された画像ファイル等を保存管理し、検索やデータ解析を行うデータベースシステムである。ＰＡＣＳ３０は、超音波画像診断装置２０から受信した画像ファイルに含まれる付帯情報に基づいて当該画像ファイルを、例えば、リレーショナルデータベースに蓄積記憶していく。そして、ＰＡＣＳ３０は、読影医等の操作指示に応じて指定された患者ＩＤや検査ＩＤ等を検索キーとして画像ファイルを検索し、画像ビューワーやイメージャーに出力する。また、ＰＡＣＳ３０は、患者ＩＤや検査ＩＤ等の検索キーを含む画像ファイルデータ取得要求を外部機器から受信すると、この取得要求に応じた画像ファイルを検索して当該外部機器に送信することができる。

次に、以上のようにして構成された医用画像管理システム１００における超音波画像診断装置２０の制御部２０８にて実行されるフレーム画像データ生成処理について図６を参照しながら説明する。このフレーム画像データ生成処理は、超音波画像診断装置２０によって１フレーム分の超音波画像データを生成する際に実行される処理である。

先ず、制御部２０８は、穿刺針位置検出部２０３ｅを機能させるための穿刺針認識処理を実行して穿刺針エコー情報を取得する（ステップＳ１０１）。ここで、穿刺針認識処理について図７を参照しながら詳述する。

制御部２０８は、上述したようにして穿刺針探索用ビームの送受信を行う（ステップＳ２０１）。

ここで、穿刺針２４は、音響インピーダンスが被検体内の生体組織とは大きく異なるため、被検体内では超音波を強く鏡面反射する性質を有している。本実施の形態では、この性質を利用して、穿刺針探索用ビームとして平面波からなる超音波ビームを送信している。すなわち、例えば、送信する超音波ビームを集束した場合には、図１０（Ａ）に示すように、穿刺針２４で反射した超音波から得られる受信信号は、破線部Ａに示すように表れる。そのため、特徴的な受信信号が得られず、穿刺針２４の検出は困難である。一方、送信する超音波ビームを平面波とした場合には、穿刺針２４で反射した超音波により平面波が形成されるので、図１０（Ｂ）に示されるように、穿刺針２４で反射した超音波ビームから得られる受信信号は、破線部Ｂに示すように表れる。そのため、直線的な特徴を有する受信信号を得ることができ、これにより穿刺針２４を検出することができるようになる。このように、本実施の形態では、平面波からなる超音波ビームである穿刺針探索用ビームの一度の送受信で穿刺針２４の検出を行うことができるので、フレームレートの低下を低減することができるようになる。

なお、穿刺針探索用ビームは、超音波探触子２２の何れの位置から送信するようにしてもよいが、超音波探触子２２の端部から送信すると、穿刺針２４を速やかに認識することができる。また、超音波探触子２２の左右両端から穿刺針探索用ビームを送信するようにすると、穿刺針２４が超音波探触子２２の左右何れの方向から挿入されても速やかに認識することができる。ここで、２次元アレイ状に振動子が配列された超音波探触子を使用する場合には、四方の端部から穿刺針探索用ビームを送信するのが好ましい。また、穿刺針探索用ビームは、穿刺針２４からの反射超音波によって受信信号が得られるような方向であれば何れの方向に向けて送受信を行ってもよいが、超音波探触子の外側であって深度方向に対して所定角度となるように送信するのがよく、穿刺針２４が挿入される角度に対して垂直もしくはこれに近似する角度とすると、穿刺針２４の検出精度を高めることができるので、より好ましい。例えば、図１１に示される場合にあっては、矢印Ｃで示す方向に穿刺針探索用ビームを送信した場合には、穿刺針２４にて穿刺針探索用ビームが鏡面反射するため、穿刺針２４が挿入される角度によっては反射超音波が超音波探触子２２によって取得可能な範囲から外れてしまうことがある。このような場合には、穿刺針２４からの反射超音波が超音波探触子２２によって受信されないため、図１２（Ａ）の破線部Ｅに示すように、穿刺針２４からの反射超音波による受信信号が明瞭に得られない。一方、図１１の矢印Ｄで示すように、穿刺針２４が挿入される角度に対して垂直の角度にて穿刺針探索用ビームを送信した場合には、穿刺針２４で送信方向に対向して超音波が反射するので、穿刺針２４からの反射超音波を超音波探触子２２にて多く受信することができ、穿刺針２４で反射した超音波ビームから得られる受信信号が図１２（Ｂ）の破線部Ｆに示すように明瞭に表れて、穿刺針２４の検出が容易になる。

続いて、制御部２０８は、図７に示すように、上述したようにして受信した穿刺針探索用ビームから得られた受信信号がサンプリングメモリー２０３ｃに記憶されて受信エコーデータが記憶される、すなわち、穿刺針探索用ビームの受信エコーデータが取得されると（ステップＳ２０２）、エッジ検出処理を実行する（ステップＳ２０３）。

制御部２０８は、エッジ検出処理において、受信信号の強度の変化が所定の大きさ以上である部分を抽出する。すなわち、制御部２０８は、サンプリングメモリー２０３ｃの各サンプリング格納領域に対して、例えば、微分フィルターやエッジ強調フィルター等を適用して隣接するサンプリング格納領域の受信信号の強度差が所定の大きさ以上である部分をエッジとして抽出する。これにより、穿刺針２４から反射して得られた穿刺針探索用ビームの受信信号を強調することができる。

次に、制御部２０８は、エッジ検出された受信エコーデータに対してハフ（Hough）変換を行う（ステップＳ２０４）。これにより、穿刺針２４から反射して得られた穿刺針探索用ビームの受信信号によって形成される直線的部分のパラメーター（直線パラメーター）を得ることができる。

例えば、制御部２０８は、先ず、図１３（Ａ）に示されるように、エッジ検出された受信エコーデータをｘｙ空間上に表す。ここで、ｘ軸は方位方向の距離を表し、ｙ軸は深度を表している。図１３（Ａ）では、破線部Ｇに示すように穿刺針探索用ビームの受信信号が強調されている。次に、制御部２０８は、ｘｙ空間上に表された受信エコーデータに対してハフ変換を実施する。具体的には、制御部２０８は、受信エコーデータにおいて受信信号が表れている点のそれぞれについてρθ空間における正弦曲線に変換する。この変換式は、ｘｙ空間におけるある点の座標を（ｘ_０，ｙ_０）とした場合、下記式（１）のように表すことができる。
ρ＝ｘ_０・ｃｏｓθ＋ｙ_０・ｓｉｎθ（０≦θ＜π）・・・（１）
そして、制御部２０８は、変換された各正弦曲線が通過する点に対して投票を行い、その結果をρθ空間上にプロットする。例えば、図１３（Ａ）に表された受信エコーデータに対してハフ変換を行い、その結果得られた各正弦曲線の投票結果をプロットすると、図１３（Ｂ）に示すようになる。
なお、ここで、エッジ検出された受信エコーデータにおけるエッジの強度に応じて、正弦曲線毎に投票の重み付けを行うようにすると、直線パラメーターの取得をより容易に行うことができるようになる。
次に、制御部２０８は、上述のようにして得られた投票結果から投票数の最も多い点、すなわち、最大投票数である点を抽出し、これを直線パラメーターとする。例えば、図１３（Ｂ）では、点Ｍに示された点（ρ_ｉ，θ_ｉ）が最大投票数である点となっている。この最大投票数である点が直線パラメーターとなる。ここで、最大投票数が所定の閾値未満である場合には、穿刺針２４が挿入されていないと判断して、最大投票数の抽出を行わないようにする。

そして、制御部２０８は、図７に示すように、直線パラメーター（ρ_ｉ，θ_ｉ）から穿刺針エコー情報を求めた後（ステップＳ２０５）、この処理を終了する。穿刺針エコー情報（ｚ）は、下記式（２）によって求めることができる。
ｚ＝ｔａｎθ_ｉ・ｘ＋ρ_ｉ／ｃｏｓθ_ｉ・・・（２）

本実施の形態では、穿刺針エコー情報を得るためにハフ変換を適用しているので、例えば、受信エコーデータにおいて直線的な特徴を有する受信信号が途中で途切れたような場合であっても、上述のようにして穿刺針エコー情報を取得することができる。

続いて、制御部２０８は、図６に示すように、穿刺針認識処理を実行した結果、穿刺針２４が被検体内に挿入されているか否かを判定する（ステップＳ１０２）。具体的には、穿刺針認識処理において、穿刺針エコー情報が取得されたか否かにより、穿刺針２４の有無を判定する。制御部２０８は、穿刺針２４が被検体内にあると判定したときは（ステップＳ１０２：Ｙ）、音速解析処理を実行し、補正された穿刺針エコー情報と被検体内の音速を取得する（ステップＳ１０３）。ここで、音速解析処理について図８を参照しながら詳述する。

先ず、制御部２０８は、上述したようにして音速解析用ビームの送受信を行う（ステップＳ３０１）。音速解析用ビームは、例えば、１６チャンネルの振動子２２ａによって送信する超音波ビームの集束を行う。なお、音速解析用ビームを送信するために駆動する振動子２２ａの数は適宜設定することができる。

次に、制御部２０８は、受信した音速解析用ビームから得られた受信信号がサンプリングメモリー２０３ｃに記憶されて受信エコーデータが取得されると、この受信エコーデータのうちの一定の領域にある受信信号をプロファイル取得範囲として設定する（ステップＳ３０２）。すなわち、制御部２０８は、上述した穿刺針認識処理において取得された穿刺針エコー情報で規定される直線から所定範囲に含まれる受信信号を抽出し、これをプロファイル取得範囲として設定する。具体的には、制御部２０８は、例えば、図１４（Ａ）に示すように、穿刺針エコー情報（ｚ）で規定される直線Ｈから所定幅の範囲をプロファイル取得範囲Ｊとして設定する。

続いて、制御部２０８は、設定したプロファイル取得範囲における受信信号からプロファイルを取得する（ステップＳ３０３）。具体的には、制御部２０８は、例えば、図１４（Ｂ）の図中Ｋにて示すように、設定したプロファイル取得範囲における受信信号の最大強度を振動子２２ａのチャンネル毎に抽出する。なお、ノイズを平滑するために、この抽出結果に対してＬＰＦ（Low-Pass Filter）をかけ、図１４（Ｂ）の図中Ｌに示すような結果が得られるようにしてもよい。

制御部２０８は、上述したようにして取得したプロファイルからピーク値を示す振動子２２ａのチャンネルを特定する（ステップＳ３０４）。例えば、図１４（Ｂ）に示す例によれば、チャンネル「１０２」の振動子２２ａの受信信号の強度がピーク値を示している。

制御部２０８は、上述のようにして特定したピーク値に基づいて、図１４（Ｃ）に示すｄｘ値及びｄｚ値を算出する（ステップＳ３０５）。
ｄｘ値は、ピーク値の示す受信信号の位置と音速解析用ビームの送信開口中心との距離を示す。すなわち、ｄｘ値は、ピーク値に対応する振動子２２ａのチャンネルと音速解析用ビームの送信開口中心に対応する振動子２２ａのチャンネルとを特定することにより算出することができる。例えば、図１４（Ｂ）に示すように、音速解析用ビームを送信するときに超音波の送信に使用される振動子２２ａ（送信開口チャンネル）がチャンネル「１」〜チャンネル「１６」の１６チャンネルである場合、送信開口中心に対応する振動子２２ａはチャンネル「８」及び「９」となる。そして、ピーク値に対応する振動子２２ａはチャンネル「１０２」なので、振動子２２ａのピッチが、例えば、０．２ｍｍの場合、ｄｘ値は、０．２×（１０２−８．５）＝１８．７ｍｍとなる。
ｄｚ値は、ピーク値を示す受信信号の位置と超音波探触子２２までの距離あるいは受信タイミングを示す。ｄｚ値は、上述した穿刺針エコー情報から求めることができる。

制御部２０８は、上述したようにして算出したｄｘ値及びｄｚ値に基づき、穿刺針エコー情報を補正する（ステップＳ３０６）。具体的には、制御部２０８は、最初に、ｄｘ値及びｄｚ値から直線パラメーターのθ_ｉ値を補正する。θ_ｉ値の補正値θ_ｉ´は、下記式（３）によって求めることができる。
θ_ｉ´＝ｔａｎ^−１（ｄｘ／ｄｚ）・・・（３）
また、制御部２０８は、穿刺針エコー情報（ｚ）の補正値（ｚ´）についても、下記式（４）によって求めることができる。
ｚ´＝ｚ・（ｄｘ／ｄｚ）・・・（４）

制御部２０８は、音速算出部２０３ｆを機能させて、上述のようにして算出されたθ_ｉ´値から被検体内における音速の補正値を算出し（ステップＳ３０７）、この処理を終了する。音速は、整相加算を行うときの遅延時間の設定に用いられるものであり、初期設定値は１５４０ｍ／ｓとなっている。音速の補正値（ｃ）は、下記式（５）によって求めることができる。
ｃ＝１５４０×ｔａｎθ_ｉ´／ｔａｎθ_ｉ・・・（５）

本実施の形態では、音速の補正値を求めることにより、適切な整相加算を行うことができ、良質な超音波画像を取得することができるようになる。

続いて、制御部２０８は、図６に示すように、幾何変換処理を実行し、穿刺針エコー情報に基づいて上述した穿刺アクセス情報を取得する（ステップＳ１０４）。

穿刺アクセス情報は、穿刺針エコー情報と超音波の反射の法則から求めることができる。

例えば、図１５に示すように、方位方向に垂直な方向に送信された穿刺針探索用ビームを受信して得られた受信エコーデータに基づく穿刺針エコー情報が示す関数直線Ｈ上の点Ｐ（ｘ_１，ｚ_１）から穿刺針２４の実際の位置が何れにあるかを考えてみる。

点Ｐの深度ｚ_１は、超音波探触子２２の超音波の送信位置から穿刺針２４までの距離ａ_１と、送信位置から送信された超音波の穿刺針２４における反射点から、当該反射した超音波が受信する受信位置までの距離ｂ_１との和であり、すなわち、下記式（６）によって表すことができる。
ｚ_１＝ａ_１＋ｂ_１・・・（６）
また、ａ_１とｂ_１との比率は、下記式（７）によって表すことができる。
ａ_１：ｂ_１＝ｃｏｓ２θ_ｒ：１・・・（７）
ここで、角度値θ_ｒは、穿刺針２４の実際の挿入角度を示す。

そして、ａ_１、ｂ_１及びｃ_１は、下記式（８）〜（１０）によって表すことができる。ここで、ｃ_１は、超音波の送信位置から受信位置までの距離を示す。
ａ_１＝（ｚ_１・ｃｏｓ２θ_ｒ）／（１＋ｃｏｓ２θ_ｒ）・・・（８）
ｂ_１＝ｚ_１／（１＋ｃｏｓ２θ_ｒ）・・・（９）
ｃ_１＝ｂ_１・ｓｉｎ２θ_ｒ＝（ｚ_１・ｓｉｎ２θ_ｒ）／（１＋ｃｏ２θ_ｒ）・・・（１０）

ここで、穿刺針エコー情報を表す上記式（２）によれば、下記式（１１）によってｔａｎθ_ｉが求まる。
ｔａｎθ_ｉ＝（ａ＋ｂ）／｛（ａ／ｔａｎθ_ｒ）＋ｂｓｉｎ２θ_ｒ｝
＝｛（１＋ｃｏｓ２θ_ｒ）ｔａｎθ_ｒ｝／（ｃｏｓ２θ_ｒ＋ｔａｎθ_ｒｓｉｎ２θ_ｒ）
＝２θ_ｒ・・・（１１）
したがって、穿刺針２４の実際の挿入角度θ_ｒは、下記式（１２）によって求められる。
θ_ｒ＝ｓｉｎ^−１（ｔａｎθ_ｉ）／２・・・（１２）

次に、ｘ_１がｃ_１となるｚ_１を下記式（１３）によって求める。
ｚ_１＝ｔａｎθ_ｉ・ｘ_１＋ρ_ｉ／ｃｏｓθ_ｉ
＝ｔａｎθ_ｉ・｛ｚ_１・ｓｉｎ２θ_ｒ／（１＋ｃｏｓ２θ_ｒ）｝＋ρ_ｉ／ｃｏｓθ_ｉ
＝｛ρ_ｉ／ｃｏｓθ_ｉ｝・｛（１＋ｃｏｓ２θ_ｒ）／（１＋ｃｏｓ２θ_ｒ−ｔａｎθ_ｉｓｉｎ２θ_ｒ）・・・（１３）
したがって、上記式（８）及び上記式（１３）によれば、超音波探触子２２の超音波の送信位置から穿刺針２４までの距離ａ_１、すなわち、穿刺針２４の実際の深度Ｚは、下記式（１４）によって求めることができる。
Ｚ＝ａ_１
＝（ｚ_１・ｃｏｓ２θ_ｒ）／（１＋ｃｏｓ２θ_ｒ）
＝｛ρ_ｉ／ｃｏｓθ_ｉ｝・｛ｃｏｓ２θ_ｒ／（１＋ｃｏｓ２θ_ｒ−ｔａｎθ_ｉｓｉｎ２θ_ｒ）｝・・・（１４）

また、例えば図１６に示すように、超音波探触子２２の外側方向に所定角度θ´向けて送信された穿刺針探索用ビームを受信して得られた受信エコーデータに基づいて穿刺アクセス情報を得ることを考えてみる。なお、この例において、穿刺針エコー情報（ｚ）は下記式（１５）によって表される。
ｚ＝ｔａｎθ_ｋ・ｘ＋ρ_ｋ／ｃｏｓθ_ｋ・・・（１５）

穿刺針エコー情報（ｚ）が示す関数直線Ｈ_２上のある点Ｐ_２の座標を（ｘ_２，ｚ_２）とした場合、点Ｐ_２の深度ｚ_２は、上述した例と同様に、超音波探触子２２の超音波の送信位置から穿刺針２４の反射点までの距離ａ_２と、穿刺針２４の反射点から、当該反射した超音波が受信する受信位置までの距離ｂ_２との和であり、すなわち、下記式（１６）によって表すことができる。
ｚ_２＝ａ_２＋ｂ_２・・・（１６）
また、ａ_２とｂ_２との比率は、下記式（１７）によって表すことができる。
ａ_２：ｂ_２＝ｃｏｓ（２θ_ｓ−θ´）：ｃｏｓθ´・・・（１７）

そして、ａ_２、ｂ_２及びｃ_２は、下記式（１８）〜（２０）によって表すことができる。ここで、ｃ_２は、超音波の送信位置から受信位置までの距離を示す。
ａ_２＝｛ｚ_２・ｃｏｓ（２θ_ｓ−θ´）｝／｛ｃｏｓθ´＋ｃｏｓ（２θ_ｓ−θ´）｝・・・（１８）
ｂ_２＝（ｚ_２・ｃｏｓθ´）／｛ｃｏｓθ´＋ｃｏｓ（２θ_ｓ−θ´）｝・・・（１９）
ｃ_２＝ｂ_２・ｓｉｎ（２θ_ｓ−θ´）−ａ_２・ｓｉｎθ´
＝｛ｚ_２・ｓｉｎ（２θ_ｓ−２θ´）｝／｛ｃｏｓθ´＋ｃｏｓ（２θ_ｓ−θ´）｝・・・（２０）

そして、穿刺針エコー情報を表す上記式（１５）によれば、穿刺針２４の実際の挿入角度θ_ｓは、下記式（２１）によって求められる。
θ_ｓ＝ｓｉｎ^−１ｔａｎθ_ｋ／２＋θ´／２・・・（２１）

次に、ｘ_２がｃ_２となるｚ_２を下記式（２２）によって求める。
ｚ_２＝ｔａｎθ_ｋ・ｘ_２＋ρ_ｋ／ｃｏｓθ_ｋ
＝ｔａｎθ_ｋ・｛ｚ_２・ｓｉｎ（２θ_ｓ−２θ´）｝／｛ｃｏｓθ´＋ｃｏｓ（２θ_ｓ−θ´）｝＋ρ_ｋ／ｃｏｓθ_ｋ
＝（ρ_ｋ／ｃｏｓθ_ｋ）・［｛ｃｏｓθ´＋ｃｏｓ（２θ_ｓ−θ´）｝／｛ｃｏｓθ´＋ｃｏｓ（２θ_ｓ−θ´）−ｔａｎθ_ｋｓｉｎ（２θ_ｓ−２θ´）｝］・・・（２２）
したがって、上記式（１８）及び上記式（２２）によれば、穿刺針２４の実際の深度Ｚ_２は、下記式（２３）によって求めることができる。
Ｚ_２＝ａ_２ｃｏｓθ´＋ａ_２ｓｉｎθ´ｔａｎθ_ｓ
＝｛ｚ_２・ｃｏｓ（２θ_ｓ−θ´）（ｃｏｓθ´＋ｓｉｎθ´ｔａｎθ_ｓ）｝／｛ｃｏｓθ´＋ｃｏｓ（２θ_ｓ−θ´）｝
＝（ρ_ｋ／ｃｏｓθ_ｋ）・｛ｃｏｓ（２θ_ｓ−θ´）（ｃｏｓθ´＋ｓｉｎθ´ｔａｎθ_ｓ）｝／｛ｃｏｓθ´＋ｃｏｓ（２θ_ｓ−θ´）−ｔａｎθ_ｋｓｉｎ（２θ_ｓ−２θ´）｝・・・（２３）

本実施の形態では、以上のようにして、穿刺針２４の実際の挿入角度及び深度が特定された穿刺アクセス情報を生成することができる。これにより、取得した受信信号から穿刺針２４の位置をより正確に把握することができる。
なお、本実施の形態では、穿刺針探索用ビームによって得られた受信信号を用いて穿刺針２４の位置を検出する例について説明したが、穿刺針２４の挿入角度が浅く、スキャン用ビームによっても穿刺針エコー情報が十分に得られる状況であれば、スキャン用ビームの送受信によって得られた受信信号に対して上述したハフ変換を適用して穿刺針２４の位置を検出するようにしてもよい。

以上のようにして穿刺アクセス情報と音速の補正値が得られると、制御部２０８は、以下のようにして１フレーム分の超音波画像データを取得する。
すなわち、制御部２０８は、図６に示すように、上述したようにしてスキャン用ビームの送受信を行う（ステップＳ１０５）。

次に、制御部２０８は、上述したようにして補正された音速に従って、整相加算におけるチャンネル毎の遅延時間を設定する（ステップＳ１０６）。なお、補正された音速での整相加算でなくてもよく、補正された音速に近似する音速での整相加算を行うようにしてもよい。その後、制御部２０８は、設定したチャンネル毎の遅延時間に従い、サンプリングメモリー２０３ｃから受信信号を読み出して整相加算部２０３ｄによる整相加算を行って生体組織画像データを構成する音線データを生成し、画像処理部２０４に出力する（ステップＳ１０７）。このとき、受信開口中心（第１の受信開口中心）は、スキャン用ビームの送信開口中心と同一の位置となる。

次に、制御部２０８は、穿刺アクセス情報に基づいて、ステップＳ１０４において送信されたスキャン用ビームの送信開口中心から、受信開口中心（第２の受信開口中心）に対応するチャンネルを設定する（ステップＳ１０８）。すなわち、第２の受信開口中心に対応するチャンネルは、送信開口中心に対応するチャンネルから穿刺アクセス情報を適用することにより特定することができる。その結果、例えば、図１７に示すように、図中Ｒ_１で示される生体組織画像データを構成する音線データを生成する際に設定される第１の受信開口中心に対し、穿刺針画像データを構成する音線データを生成する際に設定される第２の受信開口中心は、図中Ｒ_２で示されるようにシフトした位置となる。これにより、穿刺針２４の位置が明瞭に表れた超音波画像データを生成することができるようになる。

制御部２０８は、このようにして設定した第２の受信開口中心に基づき、上述したようにして設定されたチャンネル毎の遅延時間に従い、サンプリングメモリー２０３ｃから受信信号を読み出して整相加算部２０３ｄによる整相加算を行って穿刺針画像データを構成する音線データを生成し、画像処理部２０４に出力する（ステップＳ１０９）。

続いて、制御部２０８は、１フレーム分の音線データが取得されたか否かを判定する（ステップＳ１１０）。制御部２０８は、１フレーム分の音線データが取得されたと判定したときは（ステップＳ１１０：Ｙ）、上述したようにして画像メモリー部２０５の穿刺針画像用フレームバッファ２０５ａに記憶された穿刺針画像データと、生体組織画像用フレームバッファ２０５ｂに記憶された生体組織画像データとを合成して合成画像データを生成して合成画像用フレームバッファ２０５ｃに記憶し（ステップＳ１１１）、この処理を終了する。その結果、例えば、図１８（Ａ）に示される生体組織画像データと、図１８（Ｂ）に示される穿刺針画像データとが合成されて、図１８（Ｃ）に示すような合成画像データが生成される。
これに対し、図１９（Ａ）に示すような生体組織画像データを取得するためにスキャンを行うとともに、さらに、超音波ビームの角度を穿刺針の方向に向けてスキャンを行って、図１９（Ｂ）に示すような明瞭な穿刺針画像データを取得するように構成された従来の方法では、本実施の形態と比べてフレームレートの劣るものであることがわかる。また、図１９（Ａ）に示される生体組織画像データと図１９（Ｂ）に示される穿刺針画像データとを合成して合成画像データを生成すると、図１９（Ｃ）に示されるようになり、穿刺針の描出性能は劣るものとなる。

一方、制御部２０８は、ステップＳ１１１において、１フレーム分の音線データが取得されたと判定しないときは（ステップＳ１１１：Ｎ）、ステップＳ１０５の処理を実行する。

また、制御部２０８は、ステップＳ１０２において、穿刺針２４が被検体内にあると判定しないときは（ステップＳ１０２：Ｎ）、通常のスキャン動作によるスキャン処理を実行し（ステップＳ１１２）、生体組織画像データを生成した後（ステップＳ１１３）、この処理を終了する。すなわち、穿刺針２４が検出されない場合は、穿刺針画像データを生成せず、生体組織画像データに基づく超音波画像が表示されるように制御される。

次に、超音波画像診断装置２０の制御部２０８にて実行される穿刺画像抽出処理について図９を参照しながら説明する。この穿刺画像抽出処理は、例えば、１フレーム分の超音波画像データが生成される毎に実行される処理である。本実施の形態では、この穿刺画像抽出処理により、上述のようにして取得した超音波画像データから、穿刺針２４の被検体への挿入に係る部分を抽出し、これを静止画像データとし、あるいは、動画像データとして記憶部２０９に保存することができる。

先ず、制御部２０８は、生成された超音波画像データが上述した合成画像データであるか否かを判定する（ステップＳ４０１）。制御部２０８は、生成された超音波画像データが合成画像データであると判定したときは（ステップＳ４０１：Ｙ）、被検体に穿刺針２４が挿入されていると判断して、ステップＳ４０２の処理を実行する。制御部２０８は、ステップＳ４０２において、前フレームにおいて生成された超音波画像データが合成画像データであったか否かを判定する（ステップＳ４０２）。すなわち、制御部２０８は、穿刺針２４が引き続き被検体内に挿入されているか否かを判定する。制御部２０８は、前フレームにおいて生成された超音波画像データが合成画像データであったと判定しないときは（ステップＳ４０２：Ｎ）、被検体への穿刺針２４の挿入が開始されたものと判断して、穿刺動画像データの生成を開始し（ステップＳ４０３）、この処理を終了する。一方、制御部２０８は、前フレームにおいて生成された超音波画像データが合成画像データであったと判定したときは（ステップＳ４０２：Ｙ）、穿刺動画像データの生成が継続中であると判断して、ステップＳ４０３を実行することなく、この処理を終了する。

また、制御部２０８は、ステップＳ４０１において、生成された超音波画像データが合成画像データであると判定しないときは（ステップＳ４０１：Ｎ）、被検体に穿刺針２４が挿入されていないと判断して、ステップＳ４０４の処理を実行する。制御部２０８は、ステップＳ４０４において、前フレームにおいて生成された超音波画像データが合成画像データであったか否かを判定する（ステップＳ４０４）。制御部２０８は、前フレームにおいて生成された超音波画像データが合成画像データであったと判定しないときは（ステップＳ４０４：Ｎ）、以下の処理を実行することなくこの処理を終了する。一方、制御部２０８は、前フレームにおいて生成された超音波画像データが合成画像データであったと判定したときは（ステップＳ４０４：Ｙ）、被検体から穿刺針２４が引き抜かれたと判断して、穿刺動画像データの生成を終了する（ステップＳ４０５）。

次に、制御部２０８は、穿刺動画像データの生成の開始から終了までの間に取得された複数フレームの合成画像データを時系列に切替表示可能な動画像として再生可能とするための穿刺動画像データファイルを作成する（ステップＳ４０６）。穿刺動画像データファイルは、所定の圧縮形式により生成され、例えば、ＡＶＩ（Audio-Video Interleaved format）やＭＰＥＧ２（Moving Picture Experts Group 2）等が適用可能である。

制御部２０８は、上述のようにして作成された穿刺動画像データファイルを記憶部２０９に保存する（ステップＳ４０７）。

次に、制御部２０８は、穿刺動画像データファイルに含まれる合成画像データから、穿刺針２４が最深の位置である静止画像を抽出するか否かを判定する（ステップＳ４０８）。穿刺針２４が最深の位置である静止画像を抽出するか否かについては、例えば、操作入力部２０１による所定の操作が行われたか否かにより判定される。制御部２０８は、穿刺針２４が最深の位置である静止画像を抽出すると判定したときは（ステップＳ４０８：Ｙ）、穿刺動画像データファイルに含まれる合成画像データから、穿刺針２４が最深の位置である合成画像データを抽出する（ステップＳ４０９）。具体的には、制御部２０８は、例えば、穿刺動画像データファイルに含まれる各合成画像データに対応する各穿刺針画像データを穿刺針画像用フレームバッファ２０５ａより読み出してそれぞれ２値に量子化する。制御部２０８は、この２値化した各穿刺針画像データをｘｙ空間にそれぞれ展開する。制御部２０８は、ｘｙ空間上に展開された穿刺針画像データから、穿刺針２４の挿入位置と穿刺針２４の先端位置との距離をそれぞれ求め、比較する。このとき、比較対象として、ｘ軸における積分を比較することにより、最深の穿刺針画像データを特定することができるが、三角関数により穿刺針の長さをそれぞれ求めて、これを比較するようにしてもよい。また、上述したようにして受信エコーデータをハフ変換した結果をフレーム毎に保持しておき、最大投票数が最も大きいフレームに対応する合成画像データを抽出することにより、穿刺針２４が最深の位置である合成画像データを抽出するようにしてもよい。また、本実施の形態では、穿刺動画像データの生成の開始から終了までの間に取得された合成画像データの中から、穿刺針２４が最深の位置である合成画像データを抽出するようにしたが、超音波画像データを生成する毎に、それ以前に取得した合成画像データよりも穿刺針２４の深度が大きい場合に、その都度、穿刺針２４が最深の位置である合成画像データとして保持しておき、最終的に保持された合成画像データを穿刺針２４が最深の位置である静止画像として保存するようにしてもよい。

制御部２０８は、上述のようにして抽出した合成画像データを記憶部２０９に記憶して（ステップＳ４１０）、この処理を終了する。

また、制御部２０８は、ステップＳ４０８において、穿刺針２４が最深の位置である静止画像を抽出すると判定しないときは（ステップＳ４０８：Ｎ）、穿刺針２４が最深の位置である合成画像データと、その前後所定期間において生成された合成画像データとの複数フレームの合成画像データを抽出して時系列に切替表示可能な動画像データを生成するか否かを判定する（ステップＳ４１１）。穿刺針２４が最深の位置である合成画像データと、その前後所定期間において生成された合成画像データとの複数フレームの合成画像データを抽出して時系列に切替表示可能な動画像を生成するか否かについては、例えば、操作入力部２０１による所定の操作が行われたか否かにより判定される。なお、合成画像データの抽出期間は任意に設定することができる。

制御部２０８は、穿刺針２４が最深の位置である合成画像データと、その前後所定期間において生成された合成画像データとの複数フレームの合成画像データを抽出して時系列に切替表示可能な動画像データを生成すると判定したときは（ステップＳ４１１：Ｙ）、上述したようにして穿刺針２４が最深の位置である合成画像データを抽出するとともに、その前後の所定期間において生成された合成画像データを抽出する（ステップＳ４１２）。そして、制御部２０８は、これらの合成画像データを時系列に切替表示可能な動画像として再生可能とするための最深穿刺動画像データファイルを作成する（ステップＳ４１３）。制御部２０８は、上述のようにして作成された最深穿刺動画像データファイルを記憶部２０９に保存して（ステップＳ４０７）、この処理を終了する。

また、制御部２０８は、ステップＳ４１１において、穿刺針２４が最深の位置である合成画像データと、その前後所定期間において生成された合成画像データとの複数フレームの合成画像データを抽出して時系列に切替表示可能な動画像データを生成すると判定しないときは（ステップＳ４１１：Ｎ）、ステップＳ４１２〜ステップＳ４１４の処理を実行せず、この処理を終了する。

上述のようにして生成された最深穿刺画像データや最深穿刺動画像データは、上述したＤＩＣＯＭ規格に則った画像ファイルに変換して、ＰＡＣＳ３０等に送信される。ここで、超音波画像診断の開始から終了までの間に取得された超音波画像データを画像ファイルに変換し、最新穿刺画像データや最新穿刺動画像データとともにＰＡＣＳ３０等に送信するようにしてもよい。

本実施の形態では、上述したようにして最深穿刺画像データや最深穿刺動画像データを生成するので、診療記録として保存することができるとともに、インフォームドコンセントの実施において利用するために最適な画像として保持しておくことができるようになる。

以上説明したように、本実施の形態によれば、超音波探触子２２は、駆動信号によって被検体に向けて送信超音波を出力するとともに、被検体からの反射超音波を受信して得られた受信信号を出力する。送信部２０２は、超音波探触子２２に駆動信号を与える。受信部２０３は、超音波探触子２２から出力された受信信号を受信する。送信部２０２は、平面波の送信超音波が超音波探触子２２から出力されるように超音波探触子２２に駆動信号を与える。受信部２０３は、超音波探触子２２から出力された平面波の送信超音波が被検体に挿入された穿刺針２４によって反射した反射超音波を超音波探触子２２が受信して得られた平面波の受信信号を超音波探触子２２から受信する。穿刺針位置検出部２０３ｅは、受信部２０３によって受信した平面波の受信信号から被検体に挿入された穿刺針２４の角度及び位置を示す穿刺針エコー情報を得る。その結果、平面波の超音波の送受信により穿刺針の位置を把握することができるので、フレームレートの低下を低減させて穿刺針の位置を把握することができる。

また、本実施の形態によれば、穿刺針位置検出部２０３ｅは、受信部２０３によって受信した平面波の受信信号をハフ変換し、該ハフ変換の結果に基づいて穿刺針エコー情報を得る。その結果、穿刺針の位置を高精度で把握することができる。また、受信信号が途中で途切れたような場合でも精度よく穿刺針の位置を把握することができる。

また、本実施の形態によれば、穿刺針位置検出部２０３ｅは、受信部２０３によって受信した平面波の受信信号の強度の変化からエッジを抽出する。穿刺針位置検出部２０３ｅは、エッジが抽出された平面波の受信信号をハフ変換する。その結果、より精度よく穿刺針の位置を把握することができるようになる。

また、本実施の形態によれば、穿刺針位置検出部２０３ｅは、受信部２０３によって受信した複数の振動子２２ａのそれぞれの平面波の受信信号を、各振動子２２ａの位置と深度とをｘｙ軸とするｘｙ空間上に展開する。穿刺針位置検出部２０３ｅは、展開されたｘｙ空間上の受信信号をハフ変換する。穿刺針位置検出部２０３ｅは、ハフ変換して得られた複数の正弦曲線の通過数である投票数の最も多い点から特定されるｘｙ空間上の直線から穿刺針エコー情報を得る。その結果、穿刺針の位置を簡便に精度よく把握することができるようになる。

また、本実施の形態によれば、穿刺針位置検出部２０３ｅは、受信部２０３によって受信した平面波の受信信号の強度の変化の大きさからエッジの強度を検出する。穿刺針位置検出部２０３ｅは、検出したエッジの強度に応じて複数の正弦曲線のそれぞれについて投票数の重み付けを行う。その結果、穿刺針の位置をより精度よく把握することができるようになる。

また、本実施の形態によれば、穿刺針位置検出部２０３ｅは、取得した穿刺針エコー情報から特定される直線と超音波探触子２２との距離から、被検体に挿入された穿刺針２４の挿入角度及び深度を特定する穿刺アクセス情報を得る。その結果、穿刺針の位置をより高精度に把握することができる。

また、本実施の形態によれば、整相加算部２０３ｄは、被検体からの反射超音波から得られた受信信号を第１の受信開口中心で整相加算する。制御部２０８は、整相加算後の受信信号に基づき、超音波画像を表示するための画像データを生成する。整相加算部２０３ｄは、穿刺アクセス情報に基づいて受信開口中心のずらし量を設定する。整相加算部２０３ｄは、設定したずらし量だけ第１の受信開口中心からずらした第２の受信開口中心で整相加算を行う。制御部２０８は、整相加算部２０３ｄによって第２の受信開口中心で整相加算された受信信号に基づいて、被検体に挿入された穿刺針２４の部分の画像である穿刺針画像が強調された穿刺針画像データを生成する。その結果、穿刺針の位置を精度よく可視化することができ、穿刺針の位置が明瞭に表れた超音波画像データを生成することができるようになる。

また、本実施の形態によれば、制御部２０８は、第１の受信開口中心で整相加算された受信信号に基づいて生成された生体組織画像データに穿刺針画像データを合成する。その結果、生体組織画像において穿刺針画像を明瞭に表すことができる。
例えば、穿刺針画像データを生成せず、生体組織画像データのみによって穿刺針を把握しようとすると、図２０（Ａ）の破線部Ｓ１に示すように、穿刺針が明瞭に表れないため、超音波画像を視認して穿刺針の操作を行うことが困難であるが、本実施の形態によれば、図２０（Ｂ）の破線部Ｓ２に示すように、穿刺針が明瞭に現れるため、超音波画像を視認しながら穿刺針の操作を正確に行うことができるようになる。

ここで、画像処理部２０４は、音線データに対して対数圧縮を実施した後にダイナミックレンジやゲインの調整を行って音線データの信号の強度を輝度に変換するようにしているが、以下のようにして超音波画像データを生成するようにしてもよい。

例えば、上述のようにして生成された１フレーム分の受信信号をヒストグラムで表すと、図２１に示されるようになる。すなわち、金属製の穿刺針からの反射超音波から得られる受信信号ＣＥは、被検体の組織からの反射超音波から得られる受信信号ＴＥよりも信号強度が大きい。また、穿刺針からの反射超音波から得られる受信信号の強度の範囲ＳＮも、被検体の組織からの反射超音波から得られる受信信号の強度の範囲ＳＢよりも狭い。

そして、穿刺針画像データを構成する音線データに対して、従来のような対数圧縮を実施した場合、強反射体である穿刺針による多重反射が生じ、図２１に示されるように、多重エコーによる受信信号ＭＥが含まれるようになる。その結果、図２２（Ａ）に示すように、穿刺針以外の信号成分が表れてアーチファクトとなる場合がある。

そこで、本実施の形態において、生体組織画像データを構成する音線データに対してのみ対数圧縮を実施し、穿刺針画像データを構成する音線データに対しては対数圧縮を行わず、穿刺針で反射した超音波ビームから得られる受信信号の強度を含む所定範囲の信号強度が抽出されるようにダイナミックレンジの設定等を行うように画像処理部２０４を制御して、強度の低い信号成分が低減されるようにしてもよい。このとき、例えば、ダイナミックレンジの設定に代えて、又は、ダイナミックレンジの設定とともに、受信信号の強度が線形的に輝度に変換されるようなＬＵＴ（Look Up Table）を用いるようにしてもよい。その結果、図２２（Ｂ）に示すように、多重反射のアーチファクトが低減された穿刺針画像データを得ることができる。

すなわち、本実施の形態によれば、画像処理部２０４は、整相加算部２０３ｄによって整相加算された受信信号の強度を輝度に変換することにより画像データを生成する。画像処理部２０４は、第１の受信開口中心で整相加算された受信信号に対しては対数圧縮を行って画像データを生成し、第２の受信開口中心で整相加算された受信信号に対しては所定強度の受信信号を抽出し、抽出された受信信号の強度を輝度に変換することにより穿刺針画像データを生成する。

また、本実施の形態において、穿刺アクセス情報から、穿刺針の挿入角度及び深度が特定されるので、これに基づいて、穿刺針の位置に対応する領域のみ輝度変換が行われるようにマスキング処理を画像処理部２０４により実施するようにしてもよい。その結果、図２２（Ｃ）に示すように、多重反射のアーチファクトや被検体の組織からの反射超音波の受信信号によって表れる画像データがさらに低減された穿刺針画像データを得ることができるようになる。なお、マスキング処理は、受信信号の信号強度から輝度に変換した後に実施してもよく、また、受信信号の信号強度から輝度に変換する前に実施してもよい。

すなわち、本実施の形態によれば、画像処理部２０４は、穿刺アクセス情報に基づいて、穿刺針画像データを生成する領域を設定する。画像処理部２０４は、設定した領域の穿刺針画像データを第２の受信開口中心で整相加算された受信信号から生成する。

また、本実施の形態によれば、音速算出部２０３ｆは、穿刺針位置検出部２０３ｅによって取得された穿刺針エコー情報に基づいて被検体内における音速を算出する。その結果、例えば、被検体の媒質の特定を行うことができるようになる。

また、本実施の形態によれば、整相加算部２０３ｄは、音速算出部２０３ｆによって算出された音速に従って受信信号を整相加算する。その結果、被検体の媒質に応じた適切な整相加算を行うことができるので、高精細な超音波画像を取得することができるようになる。
例えば、被検体の媒質の音速（例えば、１４７２ｍ／ｓ）とは異なる音速（例えば、１５４０ｍ／ｓ）を被検体の媒質の音速と想定して整相加算を行った場合には、図２３（Ａ）及び図２４（Ａ）に示すように、被検体における反射体Ｕ_１，Ｖ_１，Ｘ_１，Ｙ_１，Ｚ_１の方位分解能が低い。また、図２３（Ａ）中Ｗ_１に示すように、スペックルの粒状性がよくない。そして、図２４（Ａ）中α_１に示すように、いわゆる無エコー部分におけるノイズが多く、明瞭性の劣る超音波画像が取得される。一方、本実施の形態のように、被検体の媒質の音速、もしくは、これに近似する音速（例えば、１４７５ｍ／ｓ）に対応した整相加算を行った場合には、図２３（Ｂ）及び図２４（Ｂ）に示すように、被検体における反射体Ｕ_２，Ｖ_２，Ｘ_２，Ｙ_２，Ｚ_２の方位分解能が良化される。また、図２３（Ｂ）中Ｗ_２に示すように、スペックルの粒状性が良化される。そして、図２４（Ｂ）中α_２に示すように、いわゆる無エコー部分におけるノイズが抑圧され、高精細な超音波画像が取得される。

また、本実施の形態によれば、送信部２０２は、超音波探触子２２の端部から平面波の送信超音波が出力されるように超音波探触子に駆動信号を与える。その結果、穿刺針を素早く検出することができる。

また、本実施の形態によれば、送信部２０２は、超音波探触子２２の方位方向の両端部から平面波の送信超音波が出力されるように超音波探触子２２に駆動信号を与える。その結果、穿刺針が超音波探触子の何れの方向から被検体に挿入されても素早く穿刺針を検出することができる。

また、本実施の形態によれば、送信部２０２は、超音波探触子２２から出力される平面波の送信超音波が超音波探触子２２の外側であって深度方向に対して所定角度となるように超音波探触子２２に駆動信号を与える。その結果、穿刺針から反射する平面波の送信超音波を超音波探触子にて多く受信することができるので、穿刺針の位置をより精度よく把握することができるようになる。

なお、本発明の実施の形態における記述は、本発明に係る医用画像管理システムの一例であり、これに限定されるものではない。医用画像管理システムを構成する各機能部の細部構成及び細部動作に関しても適宜変更可能である。

また、本実施の形態では、超音波画像診断装置を医用画像管理システム上に構成したが、超音波画像診断装置がネットワーク接続されない構成であってもよい。

また、本実施の形態では、ハフ変換を適用して穿刺針エコー情報を得るようにしたが、他の方法によって穿刺針エコー情報を取得するようにしてもよい。例えば、テンプレートマッチングや、輝度分析等の方法によって穿刺針エコー情報を取得するようにしてもよい。

また、本実施の形態では、受信エコーデータに対してエッジ検出を行ってハフ変換を実施するようにしたが、エッジ検出を行わずに受信エコーデータに対してハフ変換を行うようにしてもよい。

また、本実施の形態において、穿刺アクセス情報を取得する方法は上述した方法に限定されず、被検体に挿入された穿刺針の実際の挿入角度及び深さを特定可能な方法であれば何れの方法を適用してもよい。

また、本実施の形態では、受信エコーデータに基づいて穿刺針画像データを生成し、この穿刺針画像データと生体組織画像データと合成して合成画像データを生成するようにしたが、受信エコーデータに基づく穿刺針画像データを生成せず、例えば、穿刺針エコー情報や穿刺アクセス情報に基づいて穿刺針画像を仮想的に描出して生体組織画像データに合成するようにしてもよい。また、例えば、穿刺針エコー情報や穿刺アクセス情報に基づいて穿刺針の挿入を案内するガイド表示を行うようにしてもよい。

また、本実施の形態では、音速の補正を行って、補正後の音速にて整相加算を行うようにしたが、音速の補正を行わないようにしてもよい。

また、本実施の形態では、１フレーム毎に穿刺針エコー情報及び穿刺アクセス情報を取得や音速の補正を行うようにしたが、複数フレーム毎に行うようにしてもよい。

また、本実施の形態では、取得した合成画像データから、穿刺動画像データファイル、最深穿刺画像データ及び最深穿刺動画像データファイルを生成するようにしたが、これらのうちの一部のみを生成するようにしてもよい。また、これらを生成しない構成であってもよい。

また、本実施の形態では、取得した合成画像データから、最深穿刺画像データを抽出するようにしたが、穿刺針が最深の位置以外の位置である合成画像データを抽出して保存するようにしてもよい。

また、本実施の形態では、取得した超音波画像データから穿刺針が被検体内に挿入された画像データを抽出し、この抽出した画像データから画像データファイルを生成してＰＡＣＳ等のネットワーク上の外部機器に送信可能に構成したが、画像データファイルをネットワーク上の外部機器に送信しないように構成されたものであってもよい。

また、本実施の形態では、本発明に係るプログラムのコンピュータ読み取り可能な媒体としてハードディスクや半導体の不揮発性メモリー等を使用した例を開示したが、この例に限定されない。その他のコンピュータ読み取り可能な媒体として、ＣＤ−ＲＯＭ等の可搬型記録媒体を適用することが可能である。また、本発明に係るプログラムのデータを通信回線を介して提供する媒体として、キャリアウェーブ（搬送波）も適用される。

１００ 医用画像管理システム
２０ 超音波画像診断装置
２１ 超音波画像診断装置本体
２２ 超音波探触子
２２ａ 振動子
２４ 穿刺針
２０２ 送信部
２０３ 受信部
２０３ｃ サンプリングメモリー
２０３ｄ 整相加算部
２０３ｅ 穿刺針位置検出部
２０３ｆ 音速算出部
２０５ 画像メモリー部
２０７ 表示部
２０８ 制御部（画像生成部）
２０９ 記憶部
２１０ 通信部

Claims (15)

1. 駆動信号によって被検体に向けて送信超音波を出力するとともに、被検体からの反射超音波を受信して得られた受信信号を出力する超音波探触子と、前記超音波探触子に駆動信号を与える送信部と、前記超音波探触子から出力された受信信号を受信する受信部と、を備え、前記受信信号によって受信された受信信号に基づいて超音波画像を表示する超音波画像診断装置において、
   前記送信部は、平面波の送信超音波が前記超音波探触子から出力されるように前記超音波探触子に駆動信号を与え、
   前記受信部は、前記超音波探触子から出力された前記平面波の送信超音波が前記被検体に挿入された穿刺針によって反射した反射超音波を前記超音波探触子が受信して得られた平面波の受信信号を前記超音波探触子から受信し、
   前記受信部によって受信した前記平面波の受信信号から前記被検体に挿入された穿刺針の角度及び位置を示す穿刺針エコー情報を得る穿刺針位置検出部を備えたことを特徴とする超音波画像診断装置。
2. 前記穿刺針位置検出部は、前記受信部によって受信した前記平面波の受信信号をハフ変換し、該ハフ変換の結果に基づいて前記穿刺針エコー情報を得ることを特徴とする請求項１に記載の超音波画像診断装置。
3. 前記穿刺針位置検出部は、前記受信部によって受信した前記平面波の受信信号の強度の変化からエッジを抽出し、エッジが抽出された前記平面波の受信信号をハフ変換することを特徴とする請求項２に記載の超音波画像診断装置。
4. 前記超音波探触子は複数の振動子を備えて、該複数の振動子にて送信超音波を出力し、
   前記穿刺針位置検出部は、前記受信部によって受信した前記複数の振動子のそれぞれの前記平面波の受信信号を、各振動子の位置と深度とをｘｙ軸とするｘｙ空間上に展開し、該展開されたｘｙ空間上の受信信号をハフ変換し、該ハフ変換して得られた複数の正弦曲線の通過数である投票数の最も多い点から特定されるｘｙ空間上の直線から前記穿刺針エコー情報を得ることを特徴とする請求項２又は３に記載の超音波画像診断装置。
5. 前記穿刺針位置検出部は、前記受信部によって受信した前記平面波の受信信号の強度の変化の大きさからエッジの強度を検出し、該検出したエッジの強度に応じて前記複数の正弦曲線のそれぞれについて前記投票数の重み付けを行うことを特徴とする請求項４に記載の超音波画像診断装置。
6. 前記穿刺針位置検出部は、取得した前記穿刺針エコー情報から特定される直線と前記超音波探触子との距離から、前記被検体に挿入された穿刺針の挿入角度及び深度を特定する穿刺アクセス情報を得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画像診断装置。
7. 前記被検体からの反射超音波から得られた受信信号を第１の受信開口中心で整相加算する整相加算部と、
   前記整相加算後の受信信号に基づき、超音波画像を表示するための画像データを生成する画像生成部と、
   を備え、
   前記整相加算部は、前記穿刺アクセス情報に基づいて受信開口中心のずらし量を設定し、該設定したずらし量だけ第１の受信開口中心からずらした第２の受信開口中心で整相加算を行い、
   前記画像生成部は、前記整相加算部によって前記第２の受信開口中心で整相加算された受信信号に基づいて、前記被検体に挿入された穿刺針の部分の画像である穿刺針画像が強調された穿刺針画像データを生成することを特徴とする請求項６に記載の超音波画像診断装置。
8. 前記画像生成部は、前記第１の受信開口中心で整相加算された受信信号に基づいて生成された画像データに前記穿刺針画像データを合成することを特徴とする請求項７に記載の超音波画像診断装置。
9. 前記画像生成部は、前記整相加算部によって整相加算された受信信号の強度を輝度に変換することにより画像データを生成するものであって、前記第１の受信開口中心で整相加算された受信信号に対しては対数圧縮を行って画像データを生成し、前記第２の受信開口中心で整相加算された受信信号に対しては所定強度の受信信号を抽出し、該抽出された受信信号の強度を輝度に変換することにより穿刺針画像データを生成することを特徴とする請求項８に記載の超音波画像診断装置。
10. 前記画像生成部は、前記穿刺アクセス情報に基づいて、前記穿刺針画像データを生成する領域を設定し、該設定した領域の穿刺針画像データを前記第２の受信開口中心で整相加算された受信信号から生成することを特徴とする請求項８又は９に記載の超音波画像診断装置。
11. 前記穿刺針位置検出部によって取得された穿刺針エコー情報に基づいて前記被検体内における音速を算出する音速算出部を備えたことを特徴とする請求項７〜１０の何れか一項に記載の超音波画像診断装置。
12. 前記整相加算部は、前記音速算出部によって算出された音速に従って前記受信信号を整相加算することを特徴とする請求項１１に記載の超音波画像診断装置。
13. 前記送信部は、前記超音波探触子の端部から前記平面波の送信超音波が出力されるように前記超音波探触子に駆動信号を与えることを特徴とする請求項１〜１２の何れか一項に記載の超音波画像診断装置。
14. 前記送信部は、前記超音波探触子の方位方向の両端部から前記平面波の送信超音波が出力されるように前記超音波探触子に駆動信号を与えることを特徴とする請求項１３に記載の超音波画像診断装置。
15. 前記送信部は、前記超音波探触子から出力される前記平面波の送信超音波が前記超音波探触子の外側であって深度方向に対して所定角度となるように前記超音波探触子に駆動信号を与えることを特徴とする請求項１〜１４の何れか一項に記載の超音波画像診断装置。