JP4681857B2 - 超音波診断装置 - Google Patents

Description

本発明は、生体内へ超音波を送受して得られる超音波信号に基づき超音波断層像を作成する超音波診断装置に関する。

生体内へ超音波を送信し、生体組織からの反射波を受信して電気信号に変換し、生体の状態を画像として観察し得るように構成した超音波診断装置は、生体内の様子をリアルタイムで観察することができるために、近年では広く普及している。

術者は、このような超音波診断装置を用いる際に、予め、生体内の各器官や各組織に関する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断層像を観察し、診断を行っている。このような診断を支援するために、超音波断層像で観察している位置を案内するためのガイド画像を表示するように構成された超音波診断装置が提案されている。

例えば、特開平１０−１５１１３１号公報に開示された超音波診断装置は、画像データ入力装置により外部からボリューム画像を含む複数の画像を入力し、体外の探触子（超音波プローブ）から超音波を照射することにより特定診断部位の超音波画像を得て、この超音波画像に対応する位置の２次元画像（断層像）を画像データ入力装置により入力した画像から得て、超音波画像に並べてもしくは重ねて、または一定時間間隔で交互に、表示させる画像位置関係付け表示手段を備えたものとなっている。このような超音波診断装置を用いることにより、検査中の超音波断層面に対応するＸ線ＣＴ装置の断層像やＭＲＩ装置の断層像と、超音波画像と、を比較しながら検査をすることができるようになっている。

また、例えば特開２００４−１１３６２９号公報に開示された超音波診断装置は、超音波を送受する部位の位置を検出するための超音波走査位置検出手段と、超音波信号を基に超音波画像を生成する超音波画像生成手段と、超音波走査位置検出手段により得られる位置に対応する被検体の部位の解剖学的な模式図を、人体の模式図データを有する画像情報保持手段から取得して、この模式図をガイド画像として超音波画像と同一の画面に表示させる制御手段と、を備えたものとなっている。この特開２００４−１１３６２９号公報に記載の超音波診断装置は、超音波画像を得る手段として、被検体内に挿入する細長で可撓性のある超音波プローブを備えている。そして、この超音波プローブとして、挿入軸の周囲に超音波振動子群をアレイ状に設けた電子ラジアル走査型超音波内視鏡と、挿入軸の一方に超音波振動子群を扇状に設けた電子コンベックス型超音波内視鏡と、挿入軸を中心に超音波振動子片が回転する機械走査型超音波内視鏡と、を設けた超音波診断装置が開示されている。これらの超音波内視鏡は、通常、体腔内へ挿入される可撓部の先端に、体腔内に照明光を照射するための照明窓と、体腔内の様子を観察するための観察窓と、を備えているものが一般的である。
特開平１０−１５１１３１号公報 特開２００４−１１３６２９号公報

しかしながら、特開平１０−１５１１３１号公報に開示されている超音波診断装置は、特定診断部位の超音波画像に対応する位置の断層像を得るように構成されているために、この断層像を超音波画像のガイド画像として参照しても、結局、術者は超音波画像だけでなくこのガイド画像の解剖学上の位置を推定しなければならない。従って、このガイド画像は、超音波画像で観察している位置を案内するという用途に用いるには、分かり難いという課題があった。

また、特開２００４−１１３６２９号公報に開示されている超音波診断装置は、超音波走査位置検出手段により得られる位置に対応する被検体の部位の解剖学的な模式図を、人体の模式図データを有する画像情報保持手段から取得して、この模式図をガイド画像として超音波画像と同一の画面に表示させるように構成されたものであるために、超音波画像で観察している位置を案内することは可能である。しかし、この公報には、解剖学的な模式図をどのように作成するかが明確に開示されていないために、結局、ガイド画像が分かり難いという課題が解決されているとは言い難い。

特に、特開２００４−１１３６２９号公報に開示されている超音波診断装置のような超音波内視鏡等の、被検体内に挿入する細長で可撓性のある超音波プローブを用いる超音波診断装置では、特開平１０−１５１１３１号公報に開示されているような体外から超音波を照射する超音波プローブを用いる超音波診断装置と比べて、術者が目視で超音波の走査面を確認することができないために、上述したような課題を解決して、診断を支援するために分かり易いガイド画像を表示させ、超音波画像で観察している位置を案内する必要性がより大きい。

さらに、超音波内視鏡等の、被検体内に挿入する細長で可撓性のある超音波プローブを、胃、十二指腸、小腸へ挿入して膵臓や胆嚢等の胆膵管周囲の器官を観察する用途に用いる場合には、該器官が、挿入された消化管に露出しておらず、消化管に対して深部に存在するために、観察窓からは、目的となる器官を直接観察することができない。そこで、超音波プローブを挿入してこれらの器官を観察する際には、大動脈、下大静脈、上腸間膜動脈、上腸間膜静脈、脾動脈、脾静脈等の、指標になる脈管を観察しながら、断層像の解剖学上の位置を推定し、超音波プローブを操作して超音波走査面を変更することにより、胆膵管周囲の器官を超音波画像上に描出することが通例となっている。そのために、ガイド画像上にこれらの指標となる脈管を表示して、ガイド画像を分かり易くすることにより、上記の課題を解決し、超音波画像で観察している位置を案内する必要性は特に大きい。

本発明は上記事情に鑑みてなされたものであり、超音波画像による観察位置を、より分かり易いガイド画像で表示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、生体内へ超音波を送受して得られる超音波信号に基づき超音波断層像を作成する超音波断層像作成手段と、前記超音波断層像の位置および／または配向を検出する検出手段と、参照画像データを保持する参照画像データ保持手段と、位置検出プローブに設けられた前記生体の標本点の位置を該生体の体腔内において検出する体腔内標本点位置検出手段と、前記検出手段により検出された位置および／または配向を用いるとともに、前記位置検出プローブを挿通可能なチャンネルと光学観察窓とを備え前記超音波信号を取得する超音波内視鏡の前記チャンネルから前記位置検出プローブを前記光学観察窓の光学視野範囲内へ突出させた状態で前記体腔内標本点位置検出手段により検出された標本点の位置と、前記参照画像データ保持手段に保持された前記参照画像データ上の特徴点の位置と、を照合して、前記超音波断層像の解剖学的な位置および／または配向をガイドするためのガイド画像を作成するガイド画像作成手段と、前記ガイド画像作成手段により作成された前記ガイド画像を表示する表示手段と、を具備したものである。

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、前記体腔内標本点位置検出手段とは別体であって生体の体表において標本点の位置を検出するための体表標本点位置検出手段をさらに備えたものである。

本発明の第１、第２０の態様によれば、超音波画像による観察位置を、より分かり易いガイド画像で表示することができる。
また、ガイド画像を走査面の位置だけでなく配向も検出してガイド画像を作成する構成にしたために、超音波走査の走査面の配向を変えるとラジアル走査面の配向も変わり、ガイド画像がより正確に作成される。そのために、術者はガイド画像を見ながら超音波内視鏡の走査面を関心領域の近傍で様々な角度に変えてもガイド画像を用いて関心領域を正確に観察することができる。
さらに、本発明の第２の態様によれば、作成され表示されるガイド画像が、より分かり易い立体的な３次元のガイド画像となる。

本発明の第４の態様によれば、表示手段が画像情報保持手段に保持された参照画像データの一部または全部を表示して、表示手段により表示された参照画像データ上に特徴点の位置を指定する特徴点指定手段を設けたために、例えば膵臓体部の検査を想定して膵臓体部に近い特徴点、標本点として噴門を加えたり、術前に関心領域が分かっている場合には、関心領域に近い特徴点、標本点に設定することが容易である。標本点に近いほどラジアル走査面の位置と配向の算出が正確になることが予想される。また、標本点でつくられた凸な三角錐に含まれる空間は三角錐の外側の空間よりもラジアル走査面の位置と配向との算出が正確になることが予想される。従って、関心領域の近傍でより正確なガイド画像を作成することができる。

本発明の第５、第６の態様によれば、標本点位置検出手段が、体腔内へ挿入する超音波内視鏡の先端部に配設されていて生体の体腔内で標本点の位置を検出することができる体腔内標本点位置検出手段を設けたために、超音波内視鏡の動きに伴って体腔内を関心領域が動くときにも体腔内の標本点が一緒に動くことが想定でき、より正確なガイド画像を作成することができる。さらに、特に膵臓検査や肺の検査では関心領域の近傍で標本点を取得することができ、標本点に近いほどラジアル走査面の位置と配向の算出が正確になることが予想される。また、標本点でつくられた凸な三角錐に含まれる空間は、三角錐の外側の空間よりも、ラジアル走査面の位置と配向の算出が正確になることが予想される。従って、標本点を体腔内の適切な場所に取得することで、関心領域の近傍でより正確なガイド画像を作成することができる。

本発明の第７、第１０の態様によれば、例えば超音波内視鏡だけで体表上の標本点を検出するのに比べて、超音波内視鏡の術前の汚れを清拭する手間を軽減することができる。

本発明の第９、第１０の態様によれば、標本点取得中や超音波走査中に被検者に体位の変化があっても、より正確なガイド画像を作成することができる。

ところで、超音波診断装置の内の、特に被検者の体腔内に挿入する可撓性のある材料で形成された超音波内視鏡は、術者が体腔内での超音波内視鏡の観察位置を直視できないために、生体内情報から病変部を推定して超音波画像に映し出し、これを読映することを行っていた。このような作業にはかなりの熟練度を要求されるために、体腔内超音波内視鏡の普及の妨げとなっていた。これに対して、本発明の第１３の態様によれば、超音波画像作成手段が、生体の体腔内に挿入する可撓性のある可撓部とこの可撓部の先端に設けられた生体内部から超音波を送受する超音波振動子とを備える超音波内視鏡から出力される超音波信号に基づき、超音波画像を作成するために、観察部位を正確に表したガイド画像が得られる。こうした被検者の体内から照射するタイプの超音波診断装置は、被検者の体外から照射するタイプの超音波診断装置よりも医学的な有用性がはるかに大きく、特に検査時間の短縮と初心者の学習時間の軽減とに大きく寄与することができる。

また、超音波振動子を回転させる機械式ラジアル走査を採用した場合には、フレキシブルシャフトのねじれが生じる可能性がある。そして、フレキシブルシャフトのねじれに起因して、ロータリーエンコーダの角度出力と実際の超音波振動子との間に角度ずれが生じる可能性があり、これが元になって超音波断層像とガイド画像の１２時方向が互いにずれる可能性がある。これに対して、本発明の第１５の態様によれば、超音波振動子が、電子的に走査を行う超音波振動子アレイであるように構成したために、この１２時方向のずれが生じることを防ぐことができる。

本発明の第１６の態様によれば、画像情報保持手段が保持する参照画像データを、領域別に態様を区別された画像データにより構成している。例えば態様の区別として色分けによる区別を考え、参照画像データとして膵臓、膵管、総胆管、門脈などの器官を予め色分けした参照画像データを用い、ガイド画像として色分けされた画像を表示するように構成、作用させたときには、ガイド画像上の指標となる器官を分かり易い態様で観察することができ、ガイド画像を見ながら体腔内で超音波内視鏡の走査面を変更させることができる。このことは、病変等関心領域へのアプローチを早くすることにつながり、やはり検査時間の短縮に寄与することができる。

本発明の第１７、第１８、第１９の態様によれば、画像情報保持手段が外部の撮像装置から得られた参照画像データを保持し、複数種の参照画像データを選択する選択手段を設けたために、ガイド画像は被検者自身のデータから作られることになり、より正確なガイド画像を作成することが期待できる。また、本超音波診断装置の外部にあるＸ線３次元ヘリカルＣＴ装置、３次元ＭＲＩ装置と接続し、参照画像データとして、ネットワークから複数枚の２次元ＣＴ画像や２次元ＭＲＩ画像を選択するように構成、作用したために、最も明瞭に関心領域付近が写っているデータを選択することができ、ガイド画像をより観察し易くすることができる。

本発明の第２１の態様によれば、ガイド画像作成手段は、超音波画像作成手段が生体内へ超音波を送受して得られる超音波信号により超音波画像を作成するのに併せて、リアルタイムでガイド画像を作成するために、術者はいま見ている超音波断層像が解剖学的に生体のどこに相当しているのかが分かり、目的とする関心領域に容易に近付くことができる。さらに、術者は、ガイド画像を見ながら超音波内視鏡の走査面を関心領域の近傍で様々な角度に変えても、ガイド画像を用いて関心領域を正確に観察することができる。

本発明の第２２の態様によれば、光学像視野下で正確に体腔表面の標本点を指定し、正確なガイド画像を作成することができる。

本発明の超音波診断装置によれば、超音波画像による観察位置を、より分かり易いガイド画像で表示することが可能となる。

以下、図面を参照して本発明の実施例を説明する。

図１から図２０は本発明の実施例１を示したものであり、図１は超音波診断装置の構成を示すブロック図である。

本実施例１の超音波診断装置は、超音波プローブとしての超音波内視鏡１と、光学観察装置２と、超音波断層像作成手段たる超音波観測装置３と、検出手段たる位置配向算出装置４と、送信アンテナ５と、体表標本点位置検出手段であり体位検出手段たる姿勢検出プレート６と、体表標本点位置検出手段たるマーカスティック７と、位置検出プローブ８と、表示手段たる表示装置９と、超音波画像処理装置１０と、関心領域指定手段たるマウス１１と、関心領域指定手段たるキーボード１２と、を含み、それぞれを後述するように信号線等を介して電気的に接続して構成されている。

超音波内視鏡１は、先端側に設けられたステンレス等の硬質な材料により形成された硬性部２１と、この硬性部２１の後端側に連設されており可撓性のある材料により形成された長尺の可撓部２２と、この可撓部２２の後端側に設けられていて硬質な材料により形成された操作部２３と、を含んで構成されている。この超音波内視鏡１は、前述した構成の内の、硬性部２１と、可撓部２２の少なくとも一部と、が体腔内に挿入されて用いられる挿入部として機能するようになっている。

硬性部２１は、カバーガラスを含んで構成された光学観察窓２４と、この光学観察窓２４の内部側に配設されたレンズ２５と、このレンズ２５による結像面の位置に配設されたＣＣＤ（Charge Coupled Device）カメラ２６と、体腔内に照明光を照射するための図示しない照明光照射窓と、を有して構成されている。ＣＣＤカメラ２６は、光学観察装置２と信号線２７を介して接続されている。

このような構成において、図示しない照明光照射窓から照明光を照射して、体腔内を照明すると、体腔表面の像が光学観察窓２４を介してレンズ２５によりＣＣＤカメラ２６の撮像面に結像される。こうしてＣＣＤカメラ２６から出力されるＣＣＤ信号は、信号線２７を介して、光学観察装置２へ出力される。

硬性部２１は、さらに、超音波の送受信を行うための超音波振動子３１を備えている。この超音波振動子３１は、操作部２３から可撓部２２を介して硬性部２１にかけて配設された可撓性のあるフレキシブルシャフト３２の一端に固定されており、このフレキシブルシャフト３２の他端は、操作部２３内に配設されたモータ３３の回転軸に固定されている。

操作部２３内におけるこのモータ３３の回転軸には、さらに、該モータ３３の回転角度を検出して出力するロータリーエンコーダ３４が接続されている。

そして、モータ３３は、制御線３５を介して超音波観測装置３と、ロータリーエンコーダ３４は、信号線３６を介して超音波観測装置３と、それぞれ接続されている。

このような構成により、モータ３３が回転すると、フレキシブルシャフト３２を介して、超音波振動子３１が挿入軸周りの図１の白抜き矢印方向に回転するようになっている。この回転時に、超音波振動子３１が超音波の送受を繰り返すと、いわゆるラジアル走査が行われる。そして、超音波振動子３１は、超音波内視鏡１の挿入軸に垂直な平面（以下、ラジアル走査面）に沿った超音波断層像を構成するのに必要な超音波信号を生成し、生成した超音波信号を、フレキシブルシャフト３２とモータ３３とロータリーエンコーダ３４とを経由して、超音波観測装置３へ出力する。

なお、硬性部２１に固定されている正規直交基底（各方向の単位ベクトル）Ｖ，Ｖ3 ，Ｖ12（なお、肉太文字を用いてベクトルを表記する代わりに、通常の文字を用いている。以下においても同様である。）は、図１に示すように定義されていて、具体的には、Ｖがラジアル走査面の法線方向ベクトル、Ｖ3 がラジアル走査面における３時方向ベクトル、Ｖ12がラジアル走査面における１２時方向ベクトルとなっている。

位置配向算出装置４は、送信アンテナ５、姿勢検出プレート６、マーカスティック７、長尺の位置検出プローブ８と、それぞれ信号線を介して接続されている。

これらの内の位置検出プローブ８について、図２を参照して説明する。図２は、位置検出プローブ８の構成を示す図である。

位置検出プローブ８は、可撓性のある材料で形成された外筒４１を備え、この外筒４１の内部の先端側に体腔内標本点位置検出手段たる受信コイル４２が固定されている。また、外筒４１の後端側にはコネクタ４３が設けられている。そして、外筒４１の表面の後端側には、挿入方向の位置を示すために該外筒４１の周方向に沿ったマークとなっている鉗子口マーカ４４と、周方向の位置を示すためのプローブ側１２時方向マーカ４５と、が設けられている。

受信コイル４２は、図２に示すように、位置検出プローブ８に固定された直交する３つの方向単位ベクトルＶａ，Ｖｂ，Ｖｃをそれぞれ巻線軸の方向とした３個のコイルを、一体に構成したものである。これら３個のコイルは、それぞれ２つの極を備え、各極に１本ずつ（つまり、１個のコイルにそれぞれ２本ずつ）の信号線４６が接続されているために、該受信コイル４２には、合計６本の信号線４６が接続されていることになる。一方、コネクタ４３は、図示しない６個の電極を備えており、一端側で受信コイル４２に接続されている６本の信号線４６は、他端側でこれらの６個の電極にそれぞれ接続されている。コネクタ４３に設けられた６個の各電極は、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。

超音波内視鏡１は、図１に示すように、操作部２３から可撓部２２を経て硬性部２１にかけて設けられた管状の鉗子チャンネル５１を備えている。この鉗子チャンネル５１は、操作部２３に第１の開口としての鉗子口５２を、硬性部２１に第２の開口としての突出口５３を、それぞれ備えている。そして、位置検出プローブ８は、鉗子チャンネル５１に対して、鉗子口５２から挿通され、突出口５３から先端部が突出されるように構成されている。さらに、突出口５３は、該突出口５３から突出する位置検出プローブ８の先端部が光学観察窓２４の光学視野範囲の内に入るように、その開口方向が定められている。

鉗子口マーカ４４は、術者が鉗子口５２から位置検出プローブ８を挿通する際に、鉗子口マーカ４４と鉗子口５２の開口面との挿通方向の位置が一致したときに、位置検出プローブ８の先端の位置と突出口５３の開口面の位置とが所定の位置関係に一致するように構成されている。このときには、受信コイル４２は、超音波振動子３１のラジアル走査の回転中心のごく近傍に配置されるように構成されている。つまり、鉗子口マーカ４４は、鉗子口５２の開口面と一致させたときに、受信コイル４２がラジアル走査面上における超音波振動子３１のごく近傍に配置されるような、外筒４１の表面上の位置に設けられたものとなっている。

一方、操作部２３の鉗子口５２の近傍の周囲には、プローブ側１２時方向マーカ４５を合わせる位置を示すための内視鏡側１２時方向マーカ５５が設けられている。これらプローブ側１２時方向マーカ４５と内視鏡側１２時方向マーカ５５とは、術者が鉗子口５２から位置検出プローブ８を挿通する際に、プローブ側１２時方向マーカ４５の位置と内視鏡側１２時方向マーカ５５の位置とが一致するまで、図２に示すベクトルＶｃの周りに位置検出プローブ８を回転させると、図２のベクトルＶｃが図１のベクトルＶと、図２のベクトルＶａが図１のベクトルＶ3 と、図２のベクトルＶｂが図１のベクトルＶ12と、それぞれ一致するように、設けられたものとなっている。

操作部２３の鉗子口５２付近には、位置検出プローブ８が、挿入軸方向に動くことがないように、かつ鉗子チャンネル５１内で回転することがないように、着脱可能に固定するための図示しない固定治具が、さらに設けられている。

送信アンテナ５は、巻線軸の配向が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ている。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にそれぞれ接続されている。

次に、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、巻線軸が単軸となっているコイルにより構成されたプレートコイルを、３個内蔵している（なお、図３においては、各プレートコイルを透視した状態で図示しており、これら３個のプレートコイルをそれぞれ、プレートコイル６ａ、プレートコイル６ｂ、プレートコイル６ｃとする。）。ここで、姿勢検出プレート６に固定されている直交座標軸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３に示すように定義するものとする。すなわち、３個のプレートコイルの内のプレートコイル６ａ，６ｂは、各巻線軸の方向がベクトルｉ”の方向に一致するように、また、他のプレートコイル６ｃは、巻線軸の方向がベクトルｊ”の方向に一致するように、それぞれ姿勢検出プレート６内に固定されている。なお、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の重心に定義するものとする。

この姿勢検出プレート６は、図３の下面側が体表接触面６ｄとなっており、図示しない付属のベルトを用いて、この体表接触面６ｄが被検者の体表に接するように、該被検者にくくり付けられるようになっている。

続いて、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、巻線軸が単軸となっているコイルにより構成されたマーカコイル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の長軸方向と一致するように、該マーカスティック７に対して固定されている。なお、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の先端に定義するものとする。

図１に戻って、超音波診断装置の説明を続ける。

超音波画像処理装置１０は、参照画像データ保持手段たる参照画像記憶部６１と、抽出手段たる抽出回路６２と、３次元ガイド画像作成手段、標本点位置補正手段、ガイド画像作成手段を兼ねた３次元ガイド画像作成回路６３と、ボリュームメモリ６４と、混合回路６５と、表示回路６６と、制御回路６７と、を有して構成されている。

表示回路６６は、入力を切り替えるためのスイッチ６８を有して構成されている。このスイッチ６８は、３つの入力端子、すなわち入力端子６８ａ，６８ｂ，６８ｃと、１つの出力端子６８ｄと、を有して構成されている。入力端子６８ａは光学観察装置２の図示しない出力端子と、入力端子６８ｂは参照画像記憶部６１と、入力端子６８ｃは混合回路６５と、それぞれ接続されている。また、出力端子６８ｄは、表示装置９と接続されている。

制御回路６７は、超音波画像処理装置１０内の各部や各回路と図示しない信号線を介して接続されており、指令を出力するようになっている。また、この制御回路６７は、超音波画像処理装置１０外の、超音波観測装置３、マウス１１、およびキーボード１２と、それぞれ制御線を介して直接接続されている。

参照画像記憶部６１は、大容量のデータを保存することができる例えばハードディスクドライブ等のデバイスを含んで構成されている。この参照画像記憶部６１は、解剖学的な画像情報として、複数の参照画像データ６１ａを記憶している。ここに、参照画像データ６１ａは、図５に示すように、被検者以外の凍結人体を１mmピッチで平行にスライスして撮影した一辺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、色分けを行って属性を変えて得た画像データである。図５は、参照画像記憶部６１に記憶された参照画像データ６１ａの概要を示す図である。なお、写真データの一辺が６０cmとなっているのは、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に示した参照画像記憶部６１内の参照画像データ６１ａには、説明の都合上、１番からＮ（Ｎは１以上の整数）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６１ａ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に示すように定義する。すなわち、まず原点Ｏ’は、正方形をなす１番の参照画像データ６１ａの左下角に定義する。そして、この原点Ｏ’を基点として、画像の横方向をｘ’軸、画像の縦方向をｙ’軸、画像の厚み方向（スライスの厚み方向）をｚ’軸とし、各軸方向の単位長さのベクトルを正規直交基底ｉ’，ｊ’，ｋ’として定義する。

ボリュームメモリ６４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たメモリである。このボリュームメモリ６４が備える記憶領域の少なくとも一部には、ボクセル空間が割り当てられている。このボクセル空間は、図６に示すように、参照画像データ６１ａに設定した直交座標軸Ｏ'-x'y'z'に対応するアドレスを持つメモリセル（以下、ボクセル）から構成されている。ここに、図６は、ボクセル空間の概要を示す図である。

キーボード１２は、表示切換キー１２ａと、表示切換キー１２ｂと、表示切換キー１２ｃと、関心領域指定手段たる関心器官指定キー１２ｄと、特徴点指定キー１２ｅと、体表標本点指定キー１２ｆと、体腔表面標本点指定キー１２ｇと、走査制御キー１２ｈと、を含んで構成されている。表示切換キー１２ａ，１２ｂ，１２ｃの何れかが押されると、制御回路６７は、表示回路６６のスイッチ６８を、入力端子６８ａ，６８ｂ，６８ｃの内の対応する端子へ切り換えるように指令を出力する。より詳しくは、スイッチ６８は、表示切換キー１２ａが押されたときには入力端子６８ａへ、表示切換キー１２ｂが押されたときには入力端子６８ｂへ、表示切換キー１２ｃが押されたときには入力端子６８ｃへ、それぞれ切り換えるようになっている。

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。

なお、図１においては、点線が光学像に関わる信号・データの流れ（第１の信号・データの流れ）、破線が超音波断層像に関わる信号・データの流れ（第２の信号・データの流れ）、実線が位置に関わる信号・データの流れ（第３の信号・データの流れ）、一点鎖線が参照画像データ６１ａやそれを加工して作成されたデータの流れ（第４の信号・データの流れ）、太実線が３次元ガイド画像データ（後述）と超音波断層像データ（後述）とを合成した最終的な表示画面に関わる信号・データの流れ（第５の信号・データの流れ）、２点鎖線がそれ以外の制御に関わる信号・データの流れ（第６の信号・データの流れ）、をそれぞれ示している。

まず、第１の、光学像に関わる信号・データの流れに沿って、本実施例の超音波診断装置の作用を説明する。

硬性部２１の図示しない照明光照射窓は、光学視野範囲へ照明光を照射する。ＣＣＤカメラ２６は、光学視野範囲の物体を撮像して、ＣＣＤ信号を光学観察装置２へ出力する。光学観察装置２は、入力されたＣＣＤ信号を基にして、表示装置９に表示するための光学視野範囲の画像データを作成し、この画像データを光学像データとして、超音波画像処理装置１０内の表示回路６６のスイッチ６８の入力端子６８ａへ出力する。

次に、第２の、超音波断層像に関わる信号・データの流れに沿って、本実施例の超音波診断装置の作用を説明する。

術者が走査制御キー１２ｈを押すと、制御回路６７は、ラジアル走査のオン／オフ制御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、制御回路６７から走査制御信号を受けると、モータ３３へ回転のオン／オフを制御する回転制御信号を出力する。モータ３３は、この回転制御信号を受けると、回転軸を回転させることにより、フレキシブルシャフト３２を介して超音波振動子３１を回転させる。超音波振動子３１は、体腔内で回転しながら、超音波の送信と反射波の受信とを繰り返して、各反射波を電気的な超音波信号に変換する。すなわち、超音波振動子３１は、可撓部２２および硬性部２１の挿入軸と垂直な平面内で放射状に超音波の送受信を行う、いわゆるラジアル走査を実施する。ロータリーエンコーダ３４は、モータ３３の回転軸の角度を、回転角度信号として超音波観測装置３へ出力する。

このとき、超音波観測装置３は、超音波振動子３１を駆動するとともに、超音波振動子３１により反射波から変換された超音波信号と、ロータリーエンコーダ３４からの回転角度信号と、に基づいて、超音波振動子３１の１回転のラジアル走査に対し、可撓部２２の挿入軸に垂直な１枚のデジタル化した超音波断層像データを作成する。そして、超音波観測装置３は、作成した超音波断層像データを、超音波画像処理装置１０の混合回路６５へ出力する。なお、超音波観測装置３が、超音波断層像データの１２時方向を、超音波内視鏡１に対してどの方向に向けて、該超音波断層像データを作成するかは、このロータリーエンコーダ３４からの回転角度信号が決定することになる。こうして、この回転角度信号により、ラジアル走査面の法線方向ベクトルＶ、３時方向ベクトルＶ3 、１２時方向ベクトルＶ12が決定される。

続いて、第３の、位置に関わる信号・データの流れに沿って、本実施例の超音波診断装置の作用を説明する。

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。送信アンテナ５は、受信コイル４２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。一方、受信コイル４２を構成する巻線軸の異なる３個のコイルと、３個のプレートコイル６ａ，６ｂ，６ｃと、マーカコイル７ａとは、送信アンテナ５により発生された交番磁場をそれぞれ検出し、検出した磁場を位置電気信号に変換して、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４２の巻線軸が直交する３個のコイルの位置と巻線軸の方向とを算出し、これらの算出値から、受信コイル４２の位置と配向とを算出する。なお、受信コイル４２の位置と配向に係る算出値の詳細については、後述する。

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。姿勢検出プレート６の基準位置Ｌと配向に係る算出値の詳細については、後述する。

位置配向算出装置４は、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の先端との距離は、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マーカコイル７ａとマーカスティック７の先端との距離と、に基づいて、マーカコイル７ａの基準位置Ｍを算出する。このマーカコイル７ａの基準位置Ｍに係る算出値の詳細については、後述する。

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４２の位置および配向と、姿勢検出プレート６の基準位置Ｌおよび配向と、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６３へ出力する。

ここで、本実施例においては、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。なお、図７は、送信アンテナ５上に定義した直交座標軸Ｏ-xyzと正規直交基底ｉ，ｊ，ｋとを示す図である。

このとき、前記位置・配向データの内容は、時間ｔの関数として与えられて、以下の（１）〜（６）に示すようになっている。
（１） 受信コイル４２の位置Ｃ（ｔ）（ここに、受信コイル４２の位置をＣとしている。）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
（２） 受信コイル４２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
（３） 受信コイル４２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
（４） 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
（５） 姿勢検出プレート６の配向を示す３行３列の回転行列Ｔ（ｔ）
（６） 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・配向データを時間ｔの関数として定義した理由は、受信コイル４２と姿勢検出プレート６とマーカスティック７とが空間内を移動するために、その位置と配向の内容も時間ｔにより変化するからである。また、位置配向算出装置４は、Ｖｃ（ｔ）の長さおよびＶｂ（ｔ）の長さを、予め単位長に規格化して出力するようになっている。

そして、上述した位置・配向データの内の回転行列Ｔ（ｔ）は、図７に示した直交座標軸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。この回転行列Ｔ（ｔ）の（ｍ，ｎ）成分ｔmn（ｔ）は、厳密には、次の数式１により定義される。
［数１］

ここに、右辺の記号「・」は、内積を意味している。

また、数式１の右辺におけるｅn は、直交座標軸Ｏ-xyzの基底ベクトルｉ，ｊ，ｋの何れかであり、次の数式２により定義される。
［数２］

さらに、数式１の右辺におけるｅ”m は、図３に示す姿勢検出プレート６に固定された直交座標軸Ｏ"-x"y"z"の基底ベクトル（正規直交基底）ｉ”，ｊ”，ｋ”の何れかであり、次の数式３により定義される。
［数３］

姿勢検出プレート６は、上述したように、ベルトで被検者にくくり付けられるようになっているために、この直交座標軸Ｏ"-x"y"z"は、結局、被検者の体表に固定されていることになる。なお、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る場所であればどこに取っても構わないが、本実施例で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、分かり易くするために、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から離した位置に記載している。また、回転行列Ｔ（ｔ）の時間依存性は、基底ベクトル（正規直交基底）ｉ”，ｊ”，ｋ”の時間依存性に起因していることが分かる。

このようにＴ（ｔ）を定義すると、次の数式４が成り立つ。
［数４］

さらに、一般に、回転行列Ｔ（ｔ）は、いわゆるオイラー角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"と一致することを想定した行列である。従って、回転行列Ｔ（ｔ）は、次の数式５により表現することもできる。
［数５］

ここに、被検者は時間とともに体位を変えるために、θ，φ，ψは何れも時間ｔの関数（つまり、θ（ｔ），φ（ｔ），ψ（ｔ）となる）である。なお、回転行列Ｔ（ｔ）は直交行列であり、その転置行列は逆行列に等しい。

また、第４の、参照画像データ６１ａやそれを加工して作成されたデータの流れについては、超音波画像処理装置１０の詳細な作用とともに後述する。

続いて、第５の、超音波断層像データと３次元ガイド画像データ（後述）とを合成した最終的な表示画面に関わる信号・データの流れに沿って、本実施例の超音波診断装置の作用を説明する。

混合回路６５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６３（後述）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６６は、この混合データをアナログビデオ信号に変換する。

表示装置９は、このアナログビデオ信号を基に、超音波断層像と３次元ガイド画像とを並べて表示する（なお、この表示例を図２０に示す。）。

そして、第６の、制御に関わる信号・データの流れに沿って、本実施例の超音波診断装置の作用を説明する。

超音波画像処理装置１０内の３次元ガイド画像作成回路６３と混合回路６５と参照画像記憶部６１と表示回路６６とは、制御回路６７からの指令により制御される。この制御の詳細については、超音波画像処理装置１０の詳細な作用とともに後述する。

図８は、本実施例の超音波画像処理装置１０、マウス１１、キーボード１２、および表示装置９の全体の作用を示すフローチャートである。

この処理を開始すると、まず、関心器官抽出処理を行い（ステップＳ１）、次に、特徴点指定処理を行い（ステップＳ２）、標本点指定処理を行い（ステップＳ３）、３次元ガイド画像作成・表示処理を行って（ステップＳ４）、終了する。これらステップＳ１〜ステップＳ４の処理の詳細は、図９、図１２、図１４、図１６を参照して、後で説明する。

まず、図９は、上記図８のステップＳ１における関心器官抽出処理の詳細を示すフローチャートである。

なお、本実施例においては、関心器官として、膵臓、大動脈、上腸間膜静脈、十二指腸を抽出する処理を例に挙げて説明する。

この処理を開始すると、まず、術者がキーボード１２の表示切換キー１２ｂを押したことを制御回路６７が検出し、表示回路６６のスイッチ６８を入力端子６８ｂ側に切り換える（ステップＳ１１）。

次に、制御回路６７は、表示回路６６に、参照画像記憶部６１から参照画像データ６１ａを読み出させる（ステップＳ１２）。このとき、制御回路６７は、初回は１番の参照画像データ６１ａを読み出させるように制御する。

続いて、表示回路６６は、１番の参照画像データ６１ａをアナログビデオ信号に変換して、変換した参照画像を表示装置９へ出力する。これにより表示装置９は、参照画像を表示する（ステップＳ１３）。

その後、術者は、表示装置９の表示画面上で、参照画像に関心器官が写っているか否かを確認する（ステップＳ１４）。

ここで、関心器官が写っていない場合には、術者は、キーボード１２上の所定のキーを押すか、または画面上のメニューをマウス１１でクリックすることにより、表示するべき参照画像データ６１ａが他の参照画像データ６１ａとなるように選択する（ステップＳ１５）。ここに、具体的な例としては、術者が、次の番号の参照画像データ６１ａを選択するように指示する。

その後、制御回路６７は、上記ステップＳ１２の処理へ戻って、上述したような処理を繰り返して行う。

一方、上記ステップＳ１４において、関心器官が写っている場合には、術者は、表示装置９の表示画面上に写っている関心器官を指定する（ステップＳ１６）。このときの様子について、図１０を参照して説明する。図１０は、参照画像記憶部６１から読み出して表示した参照画像に写っている関心器官を指定する様子を示す図である。

この図１０においては、ｎ（ｎは１以上Ｎ以下の整数）番の参照画像データ６１ａに対応する参照画像が、表示装置９の表示画面９ａに表示されている。この表示画面９ａ上には、参照画像が、体軸に垂直な人体の横断面全体がほぼ入る大きさで、画素毎に器官別に色分けされて表示されている。なお、図１０に示す例では、膵臓は水色、大動脈は赤、上腸間膜静脈は紫、十二指腸は黄により色分けされて表示されている。また、表示画面９ａ上には、マウス１１を用いて画面内を移動させることができるポインタ９ｂが表示されている。術者は、関心のある膵臓、大動脈、上腸間膜静脈、十二指腸の上に、順次ポインタ９ｂを移動させて、それぞれの上でキーボード１２の関心器官指定キー１２ｄを押すことにより、関心器官の指定を行う。

続いて、抽出回路６２は、１番からＮ番までの全ての参照画像データ６１ａに渡り、指定された関心器官に対応する画素を抽出する（ステップＳ１７）。例えば、上記ステップＳ１６において、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ている場合には、全ての参照画像データ６１ａに渡り、水色、赤、紫、黄の画素が抽出される。

その後、抽出回路６２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６１ａ毎に抽出されたデータを補間する（ステップＳ１８）。ステップＳ１７で抽出されたデータと、このステップＳ１８で補間された画素のデータと、をまとめて、抽出データと呼ぶ。

そして、抽出回路６２は、抽出データをボリュームメモリ６４内のボクセル空間へ書き出す（ステップＳ１９）。このときに、抽出回路６２は、抽出データを各々の画素の直交座標軸Ｏ'-x'y'z'上の座標に対応したアドレスを持つボクセルへ書き出す。ここで、抽出回路６２は、上記ステップＳ１７において抽出した画素に対応するボクセルにはその画素の着色されたデータを、また、上記ステップＳ１７におい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したデータを、それ以外のボクセルには０（透明）を割り当てる。こうして抽出回路６２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。

図１１は、ボクセル空間へ書き出された抽出データの様子を示す図である。なお、この図１１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に対応する図面であるが、関心器官の形状が分かり易いように、この図では十二指腸の図示を省略している。

次に、図１２は、上記図８のステップＳ２における特徴点指定処理の詳細を示すフローチャートである。

なお、本実施例においては、特徴点として、剣状突起、骨盤右端、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。

この処理を開始すると、まず、ステップＳ２１〜ステップＳ２３の処理を行う。これらの処理は、図９に示したステップＳ１１〜ステップＳ１３の処理とそれぞれ同様である。

次に、術者は、表示装置９の表示画面９ａ上で参照画像に特徴点が写っているか否かを確認する（ステップＳ２４）。

ここで、特徴点が写っていない場合には、ステップＳ２５の処理を行う。このステップＳ２５の処理は、図９に示したステップＳ１５の処理と同様である。

また、上記ステップＳ２４において、特徴点が写っている場合には、術者は、表示装置９の表示画面９ａ上に写っている特徴点を指定する（ステップＳ２６）。このときの様子について、図１３を参照して説明する。図１３は、参照画像記憶部６１から読み出して表示した参照画像において特徴点を指定する様子を示す図である。

この図１３においては、ｍ（ｍは１以上Ｎ以下の整数）番の参照画像データ６１ａに対応する参照画像が、表示装置９の表示画面９ａに表示されている。この表示画面９ａ上には、参照画像が、体軸に垂直な人体の横断面全体がほぼ入る大きさで、画素毎に器官別に色分けされて表示されている。なお、図１３に示す例では、点Ｐ0'（１つ目の特徴点の位置をＰ0'としており、２つ目以降の特徴点の位置は、順次、Ｐ1'，Ｐ2'，Ｐ3'とするようになっている。）の位置に剣状突起が表示されている。また、表示画面９ａ上には、マウス１１を用いて画面内を移動させることができるポインタ９ｂが表示されている。術者は、特徴点として関心のある点の上にポインタ９ｂを移動させて、その上でキーボード１２の特徴点指定キー１２ｅを押すことにより、特徴点の指定を行う。

続いて、抽出回路６２は、指定された特徴点の位置ベクトルの直交座標軸Ｏ'-x'y'z'における方向成分をボリュームメモリ６４に書き出す（ステップＳ２７）。

その後、制御回路６７は、４つの特徴点の指定が終了しているか否かを判断し（ステップＳ２８）、終了していない場合には、上記ステップＳ２２へ戻って上述したような処理を繰り返して行う。

一方、ステップＳ２８において、４つの特徴点の指定が終了している場合には、この特徴点指定処理から、上記図８に示した処理にリターンする。

このようにして術者が指定した特徴点を、上述したように、指定した順番に特徴点Ｐ0'，Ｐ1'，Ｐ2'，Ｐ3'とする。本実施例においては、以下、特徴点Ｐ0'が剣状突起、Ｐ1'が骨盤右端、Ｐ2'が幽門、Ｐ3'が十二指腸乳頭をそれぞれ指すものとして説明する。

抽出回路６２は、特徴点が指定される都度に、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ｘPO' ，ｙPO' ，ｚPO' と、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' と、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' と、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' と、をボリュームメモリ６４に書き出す。各参照画像データ６１ａは、上述したように、一辺６０cmで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６２は、前記各方向成分を演算することが可能である。

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るために、次の数式６〜数式９が成り立つ。
［数６］

［数７］

［数８］

［数９］

続いて、図１４は、上記図８のステップＳ３における標本点指定処理の詳細を示すフローチャートである。

なお、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腔表面上の点である。また、本実施例においては、標本点として、特徴点と同じく、剣状突起、骨盤右端、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。

前述のように、特徴点Ｐ0'と標本点Ｐ0 は剣状突起、特徴点Ｐ1'と標本点Ｐ1 は骨盤右端、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、をそれぞれ指す点であるために、標本点Ｐ0 ，Ｐ1 は被検者の体表上の点、標本点Ｐ2 ，Ｐ3 は被検者の体腔表面上の点である。

この処理を開始すると、まず、術者がキーボード１２の表示切換キー１２ａを押したことを制御回路６７が検出し、表示回路６６のスイッチ６８を入力端子６８ａ側に切り換える（ステップＳ３１）。

次に、表示回路６６は、光学観察装置２からの光学像データをアナログビデオ信号に変換して、変換した光学像データを表示装置９へ出力する。これにより、表示装置９は、光学像を表示する（ステップＳ３２）。

続いて、術者は、被検者を左側を臥せた体位、いわゆる、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、付属のベルトを用いて姿勢検出プレート６を被検者に貼る。さらに、術者は、マーカスティック７の先端の基準位置Ｍを、被検者の骨盤右端に接触させる（ステップＳ３３）。

そして、術者は、体表標本点指定キー１２ｆを押す（ステップＳ３４）。ここに、この時刻をｔ1 と定義する。

その後、３次元ガイド画像作成回路６３は、位置配向算出装置４から位置・配向データを取り込む（ステップＳ３５）。

３次元ガイド画像作成回路６３は、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 ）と、その直交座標軸Ｏ-xyzにおける各方向成分ｘP0（ｔ1 ），ｙP0（ｔ1 ），ｚP0（ｔ1 ）とは、ＯＬ（ｔ1 ）と同じであるために、次の数式１０に示すように表現される。
［数１０］

また、骨盤右端の位置Ｐ1 の位置ベクトルＯＰ1 （ｔ1 ）と、その直交座標軸Ｏ-xyzにおける各方向成分ｘP1（ｔ1 ），ｙP1（ｔ1 ），ｚP1（ｔ1 ）とは、ＯＭ（ｔ1 ）と同じであるために、次の数式１１に示すように表現される。
［数１１］

さらに、３次元ガイド画像作成回路６３は、位置配向算出装置４から同時に、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ものである。なお、標本点の補正の方法については、後述する。

こうして、３次元ガイド画像作成回路６３は、この時刻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、を取得できたことになる。

次に、３次元ガイド画像作成回路６３は、この時刻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６４に書き出す（ステップＳ３６）。

その後、術者は、硬性部２１および可撓部２２を被検者の体腔へ挿入し、光学像を観察しながら標本点を探し、硬性部２１を標本点（幽門）の近傍へ移動する（ステップＳ３７）。

続いて、術者は、光学像を観察しながら、位置検出プローブ８を鉗子口５２から挿入して、先端を突出口５３から突出させる。そして、術者は、光学像視野下において、位置検出プローブ８の先端を標本点（幽門）に接触させる（ステップＳ３８）。

位置検出プローブ８の先端が標本点（幽門）に接触したら、術者は、キーボード１２の体腔表面標本点指定キー１２ｇを押す（ステップＳ３９）。ここに、この時刻をｔ2 と定義する。

すると、３次元ガイド画像作成回路６３は、位置配向算出装置４から位置・配向データを取り込む（ステップＳ４０）。

３次元ガイド画像作成回路６３は、位置・配向データから、位置検出プローブ８の先端部における受信コイル４２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 ）と、その直交座標軸Ｏ-xyzにおける各方向成分ｘP2（ｔ2 ），ｙP2（ｔ2 ），ｚP2（ｔ2 ）とは、ＯＣ（ｔ2 ）と同じであるために、次の数式１２に示すように表現される。
［数１２］

このとき、３次元ガイド画像作成回路６３は、位置配向算出装置４から同時に、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 ）と、その直交座標軸Ｏ-xyzにおける各方向成分ｘP0（ｔ2 ），ｙP0（ｔ2 ），ｚP0（ｔ2 ）とは、ＯＬ（ｔ2 ）と同じであるために、次の数式１３に示すように表現される。
［数１３］

さらに、３次元ガイド画像作成回路６３は、位置配向算出装置４から同時に、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、上述と同様に、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ものであり、補正の方法については後述する。

こうして、３次元ガイド画像作成回路６３は、この時刻ｔ2 における、ＯＰ0 （ｔ2 ）の直交座標軸Ｏ-xyzにおける各方向成分と、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。

次に、３次元ガイド画像作成回路６３は、この時刻ｔ2 における、ＯＰ0 （ｔ2 ）の直交座標軸Ｏ-xyzにおける各方向成分と、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６４に書き出す（ステップＳ４１）。

なお、上述したステップＳ３７〜ステップＳ４１においては、体腔表面の標本点が幽門である場合を例に挙げて説明したが、本実施例ではさらに、標本点を十二指腸乳頭として、同様の作用を実施するようになっている。従って、上記ステップＳ３７〜ステップＳ４１に各対応する作用をステップＳ３７’〜ステップＳ４１’として、以下に説明する。なお、これらの作用については、図１４における図示を省略している。

術者は、硬性部２１および可撓部２２を被検者の体腔へ挿入し、光学像を観察しながら標本点を探し、硬性部２１を標本点（十二指腸乳頭）の近傍へ移動する（ステップＳ３７’）。

続いて、術者は、光学像を観察しながら、位置検出プローブ８を鉗子口５２から挿入して、先端を突出口５３から突出させる。そして、術者は、光学像視野下において、位置検出プローブ８の先端を標本点（十二指腸乳頭）に接触させる（ステップＳ３８’）。

このときの様子について、図１５を参照して説明する。図１５は、位置検出プローブ８を十二指腸乳頭に接触させようとしているときの表示画面９ａの光学像を示す図である。図１５に示すように、表示画面９ａに表示されている光学像には、十二指腸乳頭と位置検出プローブ８と、が写っている。これは、光学観察窓２４による光学視野範囲内に、位置検出プローブ８の先端が位置するようにしているためである。術者は、この光学像を観察しながら、位置検出プローブ８の先端を十二指腸乳頭に接触させる。

位置検出プローブ８の先端が標本点（十二指腸乳頭）に接触したら、術者は、キーボード１２の体腔表面標本点指定キー１２ｇを押す（ステップＳ３９’）。ここに、この時刻をｔ3 と定義する。

すると、３次元ガイド画像作成回路６３は、位置配向算出装置４から位置・配向データを取り込む（ステップＳ４０’）。

３次元ガイド画像作成回路６３は、位置・配向データから、位置検出プローブ８の先端部における受信コイル４２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 ）と、その直交座標軸Ｏ-xyzにおける各方向成分ｘP3（ｔ3 ），ｙP3（ｔ3 ），ｚP3（ｔ3 ）とは、ＯＣ（ｔ3 ）と同じであるために、次の数式１４に示すように表現される。
［数１４］

このとき、３次元ガイド画像作成回路６３は、位置配向算出装置４から同時に、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 ）と、その直交座標軸Ｏ-xyzにおける各方向成分ｘP0（ｔ3 ），ｙP0（ｔ3 ），ｚP0（ｔ3 ）とは、ＯＬ（ｔ3 ）と同じであるために、次の数式１５に示すように表現される。
［数１５］

さらに、３次元ガイド画像作成回路６３は、位置配向算出装置４から同時に、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、上述と同様に、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ものであり、補正の方法については後述する。

こうして、３次元ガイド画像作成回路６３は、この時刻ｔ3 における、ＯＰ0 （ｔ3 ）の直交座標軸Ｏ-xyzにおける各方向成分と、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。

次に、３次元ガイド画像作成回路６３は、この時刻ｔ3 における、ＯＰ0 （ｔ3 ）の直交座標軸Ｏ-xyzにおける各方向成分と、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６４に書き出す（ステップＳ４１’）。

続いて、図１６は、上記図８のステップＳ４における３次元ガイド画像作成・表示処理の詳細を示すフローチャートである。

この処理を開始すると、術者は、位置検出プローブ８の鉗子口マーカ４４の位置と、鉗子口５２の開口面の位置と、を一致させる。このとき、位置検出プローブ８の先端の位置と突出口５３の開口面の位置とが所定の位置関係となるように一致し、受信コイル４２が超音波振動子３１のラジアル走査の回転中心のごく近傍に配置された状態となる。さらに術者は、位置検出プローブ８のプローブ側１２時方向マーカ４５の位置と、操作部２３の鉗子口５２周囲に設けられた内視鏡側１２時方向マーカ５５の位置と、が一致するまで位置検出プローブ８を回転させる。このときに、図２に示したベクトルＶｃが図１に示したベクトルＶと、図２に示したベクトルＶａが図１に示したベクトルＶ3 と、図２に示したベクトルＶｂが図１に示したベクトルＶ12と、それぞれ一致する。そして、術者は、位置検出プローブ８が鉗子チャンネル５１内で動くことがないように固定する（ステップＳ５１）。

このように固定することにより、位置・配向データの内容は、以下のように解釈される。

まず、受信コイル４２は超音波振動子３１の近傍に固定されるために、受信コイル４２の位置ベクトルＯＣ（ｔ）は超音波振動子３１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。

次に、受信コイル４２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、Ｖｃ（ｔ）は超音波振動子３１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４２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、Ｖｂ（ｔ）は超音波振動子３１のラジアル走査面の１２時方向を示すベクトルＶ12であると考えて、実使用上差し支えない。

そこで以下では、Ｖ，Ｖ12をそれぞれ時間の関数Ｖ（ｔ），Ｖ12（ｔ）として、Ｖｃ（ｔ）をＶ（ｔ）に、Ｖｂ（ｔ）をＶ12（ｔ）に置き換えて説明する。

続いて、術者がキーボード１２の表示切換キー１２ｃを押したことを、制御回路６７が検出し、表示回路６６のスイッチ６８を入力端子６８ｃ側に切り換える（ステップＳ５２）。

すると、３次元ガイド画像作成回路６３は、ボリュームメモリ６４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。さらに、３次元ガイド画像作成回路６３は、ボリュームメモリ６４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、これら標本点Ｐ0 ，Ｐ1 ，Ｐ2 ，Ｐ3 の各方向成分が取得された時刻での剣状突起の位置Ｐ0 の位置ベクトルＯＰ0 （ｔ1 ），ＯＰ0 （ｔ2 ），ＯＰ0 （ｔ3 ）の直交座標軸Ｏ-xyzにおける各方向成分と、回転行列Ｔ（ｔ1 ），Ｔ（ｔ2 ），Ｔ（ｔ3 ）と、を読み出す（ステップＳ５３）。

その後、術者がキーボード１２の走査制御キー１２ｈを押すと、制御回路６７がこれを検出して、超音波振動子３１によりラジアル走査を開始させる（ステップＳ５４）。このラジアル走査に応じて、混合回路６５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３１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６５に入力される都度に、制御回路６７は、３次元ガイド画像作成回路６３に指令を出す。３次元ガイド画像作成回路６３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（ステップＳ５５）。ここに、この時刻をｔs と定義する。

３次元ガイド画像作成回路６３は、取り込んだ位置・配向データから、以下の（１）〜（５）に示すようなデータを取得する。
（１） 受信コイル４２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
（２） 受信コイル４２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
（３） 受信コイル４２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
（４） 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
（５） 姿勢検出プレート６の配向を示す３行３列の回転行列Ｔ（ｔs ）

ここに、ＯＣ（ｔs ），Ｖ（ｔs ），Ｖ12（ｔs ）を取得する理由は、後述するように、３次元ガイド画像作成回路６３が、ラジアル走査面の位置および方向を、常に現在の位置および方向に正しく一致させるように補正するためである。

また、ＯＬ（ｔs ）とＴ（ｔs ）とを取得する理由は、後述するように、３次元ガイド画像作成回路６３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６３は、被検者の体位変化により移動する標本点Ｐ0 ，Ｐ1 ，Ｐ2 ，Ｐ3 の、時刻ｔs における現在位置が正しくなるように、次の数式１６を用いて補正する（ステップＳ５６）。ここに数式１６は、被検者の体が伸縮したり歪んだりすることがなく、Ｐ0 ，Ｐ1 ，Ｐ2 ，Ｐ3 の互いの位置関係が時間的に不変であると仮定したときに成立する補正式である。
［数１６］

ここに、添字ｋは１，２，３の何れかをとり、時刻ｔa は時刻ｔs 以前の任意の時刻を表している。また、行列Ｔの左肩に付した記号「ｔ」は転置を意味し、つまりＴの転置行列であることを意味している。さらに、Ｔは直交行列であるために、Ｔの転置行列は、Ｔの逆行列に等しい。なお、この数式１６がどのように導出されるかについては、詳細な説明を省略するが、概要は次の通りである。標本点Ｐk の時刻ｔs における直交座標軸Ｏ-xyzでの各方向成分を、標本点Ｐ0 の時刻ｔs における直交座標軸Ｏ-xyzでの各方向成分と、ベクトルＰ0 Ｐk の時刻ｔs における直交座標軸Ｏ-xyzでの各方向成分と、の加算により算出する。また、ベクトルＰ0 Ｐk の時刻ｔs における直交座標軸Ｏ-xyzでの各方向成分は、ベクトルＰ0 Ｐk の時刻ｔa における直交座標軸Ｏ-xyzでの各方向成分を、時刻ｔa における直交座標軸Ｏ"-x"y"z"での各方向成分に変換し、それをさらに時刻ｔs における直交座標軸Ｏ-xyzでの各方向成分に変換することにより得られる。このような概要により、数式１６が求められる。

こうして、３次元ガイド画像作成回路６３は、上記ステップＳ５３においてボリュームメモリ６４から読み出した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と、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、これら標本点Ｐ0 ，Ｐ1 ，Ｐ2 ，Ｐ3 の各方向成分が取得された時刻での剣状突起の位置Ｐ0 の位置ベクトルＯＰ0 （ｔ1 ），ＯＰ0 （ｔ2 ），ＯＰ0 （ｔ3 ）の直交座標軸Ｏ-xyzにおける各方向成分と、回転行列Ｔ（ｔ1 ），Ｔ（ｔ2 ），Ｔ（ｔ3 ）と、に基づいて、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、この数式１６を用いて、以下の数式に示すように正しく補正することができる。

つまり、３次元ガイド画像作成回路６３は、被検者の体位変化があっても、位置配向算出装置４から取得する時刻ｔs におけ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、時刻ｔs における姿勢検出プレート６の配向を示す３行３列の回転行列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。

まず、時刻ｔs における標本点Ｐ0 （剣状突起）の位置は、時刻ｔs における姿勢検出プレート６の基準位置Ｌと同じであるために、標本点Ｐ0 （剣状突起）の補正は、次の数式１７に示すように行われる。
［数１７］

次に、標本点Ｐ1 （骨盤右端）の補正は、数式１６に基づき、次の数式１８および数式１９に示すように行われる。
［数１８］

［数１９］

さらに、標本点Ｐ2 （幽門）の補正は、数式１６に基づき、次の数式２０および数式２１に示すように行われる。
［数２０］

［数２１］

そして、標本点Ｐ3 （十二指腸乳頭）の補正は、数式１６に基づき、次の数式２２および数式２３に示すように行われる。
［数２２］

［数２３］

その後、３次元ガイド画像作成回路６３は、ラジアル走査面の位置と配向とを算出する（ステップＳ５７）。この処理について、図１７を参照しながら、以下に説明する。ここに、図１７は、標本点とラジアル走査面との関係と、特徴点と超音波断層像マーカとの関係と、を示す図である。ここに、図１７（Ａ）は標本点とラジアル走査面との関係を示し、図１７（Ｂ）は特徴点と超音波断層像マーカとの関係を示している。

３次元ガイド画像作成回路６３は、抽出データを抽出するとともに、ボクセル空間の中における超音波断層像を示すための指標（これを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１８は、超音波断層像マーカ７１を示す図である。

この超音波断層像マーカ７１は、超音波振動子３１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マーカである。

図１７（Ｂ）に示すように、超音波断層像マーカ７１の中心位置を点Ｃ’（ｔs ）、超音波断層像マーカ７１の法線方向ベクトルをＶ’（ｔs ）、１２時方向ベクトルをＶ12’（ｔs ）、とそれぞれ定義する。すると、３時方向ベクトルは、Ｖ12’（ｔs ）×Ｖ’（ｔs ）（ここに、Ｖ12’（ｔs ）×Ｖ’（ｔs ）は、Ｖ12’（ｔs ）とＶ’（ｔs ）との外積である。）となる。従って、超音波断層像マーカ７１は、図１７（Ｂ）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 ）（この点Ｒ’（ｔs ）は、ラジアル走査面上の任意点Ｒ（ｔs ）に対応する点である。）の集合となる。
［数２４］

この数式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。

以下では、（イ）超音波断層像データの平面上における任意点と超音波断層像マーカ７１上における点との対応関係と、（ロ）超音波断層像マーカ７１の位置と配向としての、超音波断層像マーカ７１の、中心位置、法線方向、および１２時方向の算出方法と、の原理について説明する。

予め述べておくと、３次元ガイド画像作成回路６３は、以下に説明する原理により得られる、数式４１と数式４２とにより、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、を算出するようになっている。また、３次元ガイド画像作成回路６３は、以下に説明する原理により得られる、数式４８、または、数式５２および数式５３、により、超音波断層像マーカ７１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、を算出するようになっている。さらに、３次元ガイド画像作成回路６３は、以下に説明する原理により得られる、数式６５と数式６６とにより、超音波断層像マーカ７１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、を算出するようになっている。

それではまず、（イ）超音波断層像データの平面上における任意点と超音波断層像マーカ７１上における点との対応関係、について説明する。

点Ｒ（ｔs ）を、直交座標軸Ｏ-xyz上において示された、ラジアル走査面上の任意点であるとする。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Ｐ0 Ｒ（ｔs ）は、適当な実数ａ，ｂ，ｃを用いて、次の数式２５に示すように表現することができる。
［数２５］

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。

一方、参照画像データ６１ａ上の特徴点Ｐ0'，Ｐ1'，Ｐ2'，Ｐ3'は、標本点Ｐ0 ，Ｐ1 ，Ｐ2 ，Ｐ3 に解剖学的に同じ位置として各々対応付けられている。さらに、人体の解剖学的な構造は、人によらず凡そ同じであると考えられる。そのために、点Ｒ（ｔs ）が標本点を頂点とする三角錐Ｐ0 Ｐ1 Ｐ2 Ｐ3 に対して特定の位置にあるとすると、参照画像データ６１ａ上の特徴点を頂点とする三角錐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上の点、また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に示した実数ａ，ｂ，ｃを用いて、次の数式２６に示すように同様に表現できる直交座標軸Ｏ'-x'y'z'上にある点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、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２７］

［数２８］

以下では、これまでに説明してきた数式に基づいて、直交座標軸Ｏ-xyz上にあ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２９］

さらに、数式２７、数式２９、および数式１７〜数式２３から、次の数式３０が成り立つ。
［数３０］

ここで、以降の式の表現を簡単にするために、３行３列の行列Ｑ（ｔs ）を次の数式３１に示すように定義する。
［数３１］

この数式３１の表現を用いると、数式３０は、次の数式３２に示すように表現される。
［数３２］

この数式３２の左から、行列Ｑ（ｔs ）の逆行列を掛けることにより、ａ，ｂ，ｃを求めるための次の数式３３が得られる。
［数３３］

一方、数式２６からも、数式２９と同様の、次の数式３４が導かれる。
［数３４］

そして、数式２７、数式２９、および数式１７〜数式２３から数式３０が導かれたのと同様に、数式２８、数式３４、および数式６〜数式９から次の数式３５が導かれる。
［数３５］

ここでも同様に、以降の式の表現を簡単にするために、３行３列の行列Ｑ’を次の数式３６に示すように定義する。
［数３６］

この数式３６の表現を用いると、数式３５は、次の数式３７に示すように表現される。
［数３７］

上述したように、数式３３によりａ，ｂ，ｃが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３８］

従って、次の数式３９が得られる。
［数３９］

こうして、数式２８と数式３９とにより、直交座標軸Ｏ-xyz上にあ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’（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６３が上記ステップＳ５３においてボリュームメモリ６４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７１なのである。

次に、（ロ）超音波断層像マーカ７１の、中心位置、法線方向、および１２時方向の算出方法、について説明する。

数式３９により、直交座標軸Ｏ-xyz上にあ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'上にあ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７１の中心位置Ｃ’（ｔs ）、法線方向ベクトルＶ’（ｔs ）、１２時方向ベクトルＶ12’（ｔs ）の算出方法について、それぞれ述べる。

（ロ−１）超音波断層像マーカ７１の中心位置Ｃ’（ｔs ）の算出
受信コイル４２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３１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７１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 ）とすると、次の数式４０が成り立つ。
［数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 ）とすると、次の数式４１が成り立つ。
［数４１］

上述した数式３９では点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、この数式３９から次の数式４２を得る。
［数４２］

こうして、数式４１と数式４２により、参照画像データ６１ａ上における超音波断層像マーカ７１の中心位置Ｃ’（ｔs ）が求められる。

（ロ−２）：超音波断層像マーカ７１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 ）（図１７（Ａ）参照）とする。そして、この点Ｒ12（ｔs ）の解剖学上の対応点を、点Ｒ12’（ｔs ）とする。

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 ）とすると、次の数式４３が成り立つ。
［数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 ）とすると、次の数式４４が成り立つ。
［数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から次の数式４５を得る。
［数４５］

こうして、数式４４と数式４５とにより、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 ）が求められる。

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が成り立つ。
［数４６］

この数式４６は、次の数式４７に書き換えられる。
［数４７］

従って、この数式４７との対応関係から、Ｏ’Ｒ12’（ｔs ）−Ｏ’Ｃ’（ｔs ）の方向が超音波断層像マーカ７１の１２時方向ベクトルＶ12’（ｔs ）の方向であることが分かる。従って、このベクトルを単位長に規格化することにより、次の数式４８に示すように、超音波断層像マーカ７１における１２時方向ベクトルＶ12’（ｔs ）が求められる。
［数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Ｖ12’（ｔs ）を求めることができる。

ここで、より明快に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。
［数４９］

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。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分かる。３次元ガイド画像作成回路６３は、位置配向算出装置４からこの各方向成分をステップＳ５５において取得している。

次に、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 ）とすると、数式４９から次の数式５０、数式５１が得られる。
［数５０］

［数５１］

結局、この数式５１を上述した数式４８と同様に規格化することにより、超音波断層像マーカ７１の１２時方向ベクトルＶ12’（ｔs ）を次の数式５２、数式５３に示すように求めることができる。
［数５２］

［数５３］

なお、ここでは、Ｖ12’（ｔs ）の直交座標軸Ｏ'-x'y'z'における各方向成分をｘV12’（ｔs ），ｙV12’（ｔs ），ｚV12’（ｔs ）としている。

（ロ−３）：超音波断層像マーカ７１の法線方向ベクトルＶ’（ｔs ）の算出
超音波断層像マーカ７１の法線方向ベクトルをＶ’（ｔs ）とすると、Ｖ’（ｔs ）は超音波断層像マーカ７１上の任意のベクトルと直交することになるために、結局、このようなベクトルを見つければ良い。

ところで、点Ｒ１’（ｔs ）、点Ｒ２’（ｔs ）を超音波断層像マーカ７１上の任意点とする。

これらの点Ｒ１’（ｔs ）、点Ｒ２’（ｔs ）には、もともと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。そして、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 ）とすると、次の数式５４、数式５５が成り立つ。
［数５４］

［数５５］

一方、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 ）、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 ）とすると、次の数式５６、数式５７が成り立つ。
［数５６］

［数５７］

数式３９から、点Ｒ1 （ｔs ）と点Ｒ1'（ｔs ）、点Ｒ2 （ｔs ）と点Ｒ2'（ｔs ）には次の数式５８、数式５９に示すような関係がそれぞれある。
［数５８］

［数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６０］

この数式６０の両辺に、左からＱ（ｔs ）Ｑ’(-1)（ここに、「Ｑ’(-1)」はＱ’の逆行列を意味する。）を掛けると、次の数式６１が得られる。
［数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 ）とすると、次の数式６２を得る。
［数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ために、点Ｒ2 （ｔs ）を始点として点Ｒ1 （ｔs ）を終点とするベクトルＲ2 Ｒ1 （ｔs ）と直交する。従って、次の数式６３が成り立つ。
［数６３］

この数式６３の右辺の{ }の中に数式６１を代入することにより、次の数式６４を得る。
［数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 ）とすると、次の数式６５を得る。
［数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６６］

この数式６６の定義式を用いると、数式６４は次の数式６７に示すように書き換えられる。
［数６７］

この数式６７は、次の数式６８に示すように表現することができる。
［数６８］

この数式６８は、結局、Ｖ’（ｔs ）が超音波断層像マーカ７１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および数式６６で与えられるＶ’（ｔs ）は、超音波断層像マーカ７１の法線方向ベクトルである。このようにして、数式６５および数式６６により、超音波断層像マーカ７１の法線方向ベクトルＶ’（ｔs ）が求められる。

図１６の説明に戻って、３次元ガイド画像作成回路６３は、上述したステップＳ５７で求めた超音波断層像マーカ７１の位置と配向（中心位置、法線方向、１２時方向）とを基に、図１８に示す断層像マーカ用１２時方向マーカ７１ａを付した平行四辺形の超音波断層像マーカ７１を作成する。そして、３次元ガイド画像作成回路６３は、超音波断層像マーカ７１を、その位置と配向とを基にして、ボリュームメモリ６４内のボクセル空間の対応するボクセルへ書き出す（ステップＳ５８）。ボクセル空間内には既に抽出回路６２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７１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１９は、超音波断層像マーカ７１と抽出データとの合成データの様子を示す図である。なお、図１１においては十二指腸の図示を省略していたが、この図１９においては、超音波断層像マーカ７１の中に十二指腸壁を示す指標を重畳した状態を図示している。

次に、３次元ガイド画像作成回路６３は、ボリュームメモリ６４内のボクセル空間から合成データを読み出す。このとき、３次元ガイド画像作成回路６３は、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７１を消去する（ステップＳ５９）。

そして、３次元ガイド画像作成回路６３は、合成データに基づいて、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、３次元ガイド画像データを作成する。その後、３次元ガイド画像作成回路６３は、３次元ガイド画像データを混合回路６５へ出力する（ステップＳ６０）。

すると、混合回路６５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６３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６６へ出力する。表示回路６６は、混合データをアナログビデオ信号に変換し、表示装置９へ出力する。表示装置９は、図２０に示すように、超音波断層像９ａ２と、３次元ガイド画像９ａ１と、を並べて表示する（ステップＳ６１）。ここに、図２０は、表示画面９ａに超音波断層像９ａ２と３次元ガイド画像９ａ１とを並べて表示している様子を示す図である。３次元ガイド画像上で表現される各器官は、参照画像データ６１ａで器官別に色分けされた元々の色を用いて表示される。この図２０に示す例においては、膵臓を水色、大動脈を赤、上腸間膜静脈を紫、十二指腸壁を黄として表示している。

制御回路６７は、ステップＳ５５からステップＳ６１の処理を行っている間に、術者が再び走査制御キー１２ｈを押してラジアル走査の終了を指示しているか否かを確認している（ステップＳ６２）。

ここで、術者が走査制御キー１２ｈを押していない場合には、上記ステップＳ５５へ戻って、上述したような処理を繰り返して行う。

一方、術者が再び走査制御キー１２ｈを押して、ラジアル走査の終了を指示した場合には、制御回路６７は、上記処理を終了させて、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、この走査制御信号を受けると、モータ３３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３３は、この回転制御信号を受けて、超音波振動子３１の回転を停止させる。

このように、ステップＳ５５からステップＳ６１の処理を繰り返すことにより、超音波振動子３１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６５に入力する都度に、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９の表示画面９ａにリアルタイムに更新されつつ表示される。すなわち、術者の可撓部２２、硬性部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７１が例えば図２０の白抜き矢印７３に示すように抽出データに対して移動して行く。

超音波診断装置の各構成要素の内の、特に、超音波内視鏡１は、体腔内での位置を術者が直視することができず、かつ、被検者の体腔内に挿入する部分が可撓性のある材料により形成されているために、走査面の位置を術者が正確に把握するのは困難である。実際の使用においては、術者は、病変部を推定して超音波画像に映し出すようにしていたが、この超音波画像を読映するにはかなりの熟練度が要求される。従って、これが超音波内視鏡１の普及の妨げの要因となっていた。

これに対して、このような実施例１によれば、参照画像データ６１ａ上の関心器官の配置と実際の被検者の器官の配置とが同じであると仮定して、標本点から補正した超音波断層像の観察位置を、参照画像データ６１ａから計算式を用いて構築した３次元ガイド画像上に超音波断層像マーカ７１として重畳するようにしたために、超音波断層像による観察位置を、３次元ガイド画像上で、より分かり易く確認することができる。

これにより術者は、可撓部２２を備える超音波内視鏡１を操作しながら、超音波断層像で現在観察しているのが、解剖学的に被検者のどの位置であるのかを、例えば器官別に色分けされた３次元ガイド画像により認識することができる。こうして、正確な診断を、より容易に行うことが可能となる。従って、検査時間を短縮することが可能になるとともに、初心者が超音波内視鏡を備える超音波診断装置の操作を学習するために要する時間を軽減することが可能となる。上述したような、被検者の体内から超音波を照射するタイプの超音波診断装置は、体外から超音波を照射するタイプの超音波診断装置よりも医学的な有用性がはるかに大きいために、前者の普及を計ることにより、より医学の進歩に貢献することができる。

また、本実施例によれば、４つの標本点で生成される三角錐に対する位置と、４つの特徴点で生成される三角錐に対する位置と、が同じ位置関係にある場合には、各点が解剖学的に対応する点であると仮定して、この仮定に基づき３次元ガイド画像を作成するようにしたために、被検者の体位の変化や、体格の差も自動的に補正することができ、３次元ガイド画像をより正確に作成することができる。

さらに、本実施例によれば、ラジアル走査中に、自動で、リアルタイムで、超音波画像と３次元ガイド画像とを併せて観察することができるようにしたために、術者はいま見ている超音波断層像が解剖学的に生体のどこに相当しているのかを容易に把握することができる。これにより、術者は、超音波内視鏡１の走査面を様々な角度に変えたとしても、３次元ガイド画像を用いて関心領域を正確に観察することができる。

そして、本実施例によれば、３次元ガイド画像を、走査面の位置だけでなく配向も検出して作成するようにしたために、ラジアル走査の走査面の配向を変えると超音波断層像マーカ７１の配向も自動的に変わり、３次元ガイド画像が常に正確に作成される。そのために、術者は、超音波内視鏡１の走査面を関心領域の近傍で様々な角度に変えたとしても、３次元ガイド画像を用いて関心領域を正確に観察することができる。

加えて、本実施例によれば、膵臓、膵管、総胆管、門脈などの器官を予め色分け等で属性を変えて得たデータを参照画像データ６１ａとして用い、３次元ガイド画像として器官別に色分けされた画像を表示するようにしたために、３次元ガイド画像上の指標となる器官を分かり易い態様で観察することができる。そして、３次元ガイド画像を見ながら体腔内で超音波内視鏡１の走査面を変更させることができる。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、やはり検査時間の短縮に寄与することができる。

また、本実施例によれば、４つの標本点の内の、体表の標本点（剣状突起と骨盤右端）を姿勢検出プレート６とマーカスティック７とを用いて検出するとともに、体腔内の標本点（幽門と十二指腸乳頭）を超音波内視鏡１の先端に設けた受信コイル４２を用いて検出するようにしている。つまり、体表の標本点と体腔内の標本点とを別々に検出するようにしている。このために、例えば超音波内視鏡１だけで体表上の標本点を検出するのに比べて、超音波内視鏡１の術前の汚れを清拭する手間を軽減することができる。さらに、特に、体腔内でも標本点を取得することができるように構成したために、超音波内視鏡１の動きに伴って体腔内を関心領域が動くときにも、体腔内の標本点が一緒に動くことが想定でき、より正確な３次元ガイド画像を作成することが可能となる。さらに、特に膵臓検査や肺の検査では、関心領域の近傍で標本点を取得することができるが、標本点に近いほど、また、標本点でつくられた凸な三角錐の外側の空間よりも該三角錐の内側に含まれる空間であるほど、超音波断層像マーカ７１の位置と配向の算出が正確になることが予想されるために、標本点を体腔内の適切な場所に取得することにより、関心領域の近傍でより正確な３次元ガイド画像を作成することができる。

なお、上述では、膵臓頭部の検査を想定して、膵臓頭部に近い剣状突起、骨盤右端、幽門、十二指腸乳頭に特徴点、標本点を設定するようにしている。しかし、本実施例によれば、特徴点も標本点も、マウス１１やキーボード１２からの指示と、位置配向算出装置４の出力と、を通じて設定することができるようになっているために、術前に関心領域が分かっている場合には、関心領域に近い特徴点、標本点を設定することが容易である。例えば、膵臓体部の検査を想定した場合には、この膵臓体部に近い特徴点、標本点として、噴門を加えることが可能である。そして、上述したように、標本点に近く、標本点でつくられる三角錐の内側であるほど、超音波断層像マーカ７１の位置と配向の算出が正確となり、関心領域の近傍でより正確な３次元ガイド画像を作成することができる。

また、本実施例によれば、姿勢検出プレート６を、その基準位置が剣状突起に重なるように被検者に固定し、常に姿勢検出プレート６の位置および配向の変化を取得して、標本点を補正し３次元ガイド画像を作成するようにしたために、標本点取得中やラジアル走査中に被検者の体位に変化があったとしても、より正確な３次元ガイド画像を作成することができる。

背景技術において述べた特開２００４-１１３６２９号公報に開示されている超音波診断装置をはじめとして、これまでに公知となっている超音波診断装置では、外部からの画像と超音波画像とで位置や配向を照合するための標本点の指定方法が不明瞭であった。特に、超音波内視鏡１のような可撓性のある超音波プローブを体腔内へ挿入する形態の超音波診断装置では、超音波プローブの操作自体で関心器官を移動させてしまう場合がある。従って、体表の点だけを標本点として用いて参照画像との位置を照合させると、ガイド画像が不正確になるという課題があった。これに対して、本実施例によれば、超音波内視鏡１に鉗子チャンネル５１を設けて、位置検出プローブ８を鉗子チャンネル５１の鉗子口５２から挿入して突出口５３から突出させ、光学像視野下で位置検出プローブ８の先端を標本点に接触させて体腔表面の標本点を指定するように構成したために、光学像視野下で正確に体腔表面の標本点を指定し、正確なガイド画像を作成することができる。

なお、上述した実施例１においては、鉗子チャンネル５１を備えた超音波内視鏡１と、この鉗子チャンネル５１に挿通する位置検出プローブ８と、を超音波診断装置が備える構成としたが、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５１を設けることなく、硬性部２１に受信コイル４２を内蔵させたタイプの、専用の超音波内視鏡１を備えるように構成しても構わない。

また、上述した実施例１においては、特徴点はマウス１１やキーボード１２からの指示により設定されるようになっているが、検査の関心領域やプロトコールが予め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６１に記憶させておき、術者によるマウス１１、キーボード１２から制御回路６７を介した指示により、標本点を取得する前に参照画像記憶部６１から適切な特徴点のセットを読み出すようにしても良い。

さらに、上述した実施例１においては、特徴点を設定する際に、術者が、順次、キーボード１２上の所定のキーを押すか画面上のメニューをマウス１１でクリックして行くことにより、参照画像データ６１ａが１番から番号の少ない順に２番、３番、４番、…と表示装置９の画面上に表示されるようにしている。しかし、これに限らず、一度に複数の参照画像データ６１ａを読み込んで、読み込んだ複数の参照画像データ６１ａを表示装置９に一覧表示させるようにしても構わない。

そして、上述した実施例１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を用いて検査中の被検者の体位の変化を補正するようにしている。しかし、検査直前に麻酔をかけて被検者の体位の変化がなくなったのを見計らって、１個のマーカスティック７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。また、検査中に、姿勢検出プレート６のほかにマーカスティック７を常時取り付けておき、被検者の体位の変化を補正するようにしても良い。このように、マーカスティック７を被検者の適切な場所に取り付けるようにすば、３次元ガイド画像をより正確にすることが可能となる。

加えて、上述した実施例１においては、中心位置、法線方向、１２時方向を算出して、これらに基づき超音波断層像マーカ７１を求めるようにした。しかしこれに限らず、例えば、超音波断層像データの４隅の点を数式３９によりそれぞれ変換して解剖学的に対応する４つの点を求め、これら４つの対応点に基づいて、超音波断層像マーカ７１を求めるようにしても良い。また、３次元ガイド画像の大きさを、超音波断層像データの４隅の点から決めるのではなく、術者が、予め、表示サイズおよび表示倍率を勘定に入れて、キーボード１２から大きさを数値で入力するか、マウス１１を用いて画面上の大きさメニューを選択することにより、指定するようにしても良い。

さらに、上述した実施例１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４２とを用い、磁場により位置と配向とを検出するようにしたが、磁場の代わりに、加速度や他の手段を用いて、位置と配向とを検出するようにしても構わない。また、体腔に挿入される位置検出プローブ８側に受信コイル４２を設け、被検者の外側に送信アンテナ５を配置するようにしたが、これらの送受を逆にして、位置検出プローブ８側に送信アンテナを設け、被検者の外側に受信コイルを配置するようにしても良い。

そして、上述した実施例１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構成したが、該送信アンテナ５との位置関係が変わることのない他の場所に設定するようにしても構わない。

加えて、上述した実施例１においては、超音波内視鏡１としてラジアル走査型の超音波内視鏡１を設ける例を説明したが、このラジアル走査型の超音波内視鏡１に代えて、背景技術において述べた特開２００４-１１３６２９号公報に開示されているような、挿入軸の一方に超音波振動子３１群を扇状に設けた電子コンベックス型の超音波内視鏡を設けるようにしても良く、本発明は、超音波の走査方式に限定されるものではない。

また、上述した実施例１においては、参照画像データ６１ａを、画素毎に器官別に分類した後に色分けで属性を変えて得た画像データとしたが、属性の違いを色により表したデータに限るものではなく、輝度値を変えることにより表したデータであっても良く、その他の態様を用いて表すようにしたデータでも構わない。

同様に、上述した実施例１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ているが、色分けの態様をとるに限るものではなく、輝度、明度、彩度等の、他の態様により分けて表すようにしても良い。

図２１、図２２は本発明の実施例２を示したものであり、図２１は外部機器が接続された超音波画像処理装置の構成を示すブロック図である。

この実施例２において、上述の実施例１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。

本実施例における超音波画像処理装置１０は、上述した実施例１の図１に示した超音波画像処理装置１０に対して、さらに通信手段たる通信回路６９を付加したものとなっている。この通信回路６９は、大容量のデータを高速に通信することができる通信モデムを含んで構成されている。

この通信回路６９は、参照画像記憶部６１に接続されるとともに、制御回路６７に接続されて制御されるようになっている。

さらに、この通信回路６９は、光通信やＡＤＳＬ等の高速のネットワーク７５に接続されており、このネットワーク７５上には、本超音波診断装置の外部機器であるＸ線３次元ヘリカルＣＴ装置７６や、３次元ＭＲＩ装置７７が接続されている。そして、通信回路６９は、これらの外部機器から受信した画像データを、参照画像データ６１ａとして参照画像記憶部６１に記憶させるようになっている。

その他の構成については、上述した実施例１と同様である。

次に、このような実施例２において、上述した実施例１と異なる作用について説明する。概要を述べると、本実施例は、参照画像データ６１ａを取得する作用、および関心器官を抽出する作用が、上述した実施例１と異なっている。

術者は、事前に、Ｘ線３次元ヘリカルＣＴ（Computer Tomography）装置や３次元ＭＲＩ（Magnetic Resonance Imaging）装置を用いて、被検者の腹部全体に渡る参照画像データ６１ａを取得しておく。

その後、この超音波診断装置を用いて被検者を検査する際に、術者は、キーボード１２の所定のキーを押すか、または表示装置９の画面上のメニューをマウス１１で選択することにより、参照画像データ６１ａの取得を指示する。このとき同時に、術者は、入手先の外部機器をどの機器にするかも指示する。この指示を受けて、制御回路６７は、通信回路６９に、参照画像データ６１ａの取り込みとその入手先とを指令する。

入手先が、例えばＸ線３次元ヘリカルＣＴ装置７６であった場合には、通信回路６９は、ネットワーク７５から複数枚の２次元ＣＴ画像を取り込み、参照画像記憶部６１へ参照画像データ６１ａとして記憶させる。Ｘ線３次元ヘリカルＣＴ装置７６で撮像する際には、予めＸ線造影剤を被検者の静脈から注入して、大動脈、上腸間膜静脈等の血管や、血管を多く含む器官などが、２次元ＣＴ画像上において高輝度で表示されるようにし、周囲の組織とは輝度差が付きやすいようにしておく。

一方、入手先が、例えば３次元ＭＲＩ装置７７であった場合には、通信回路６９は、ネットワーク７５から複数枚の２次元ＭＲＩ画像を取り込み、参照画像記憶部６１へ参照画像データ６１ａとして記憶させる。３次元ＭＲＩ装置７７で撮像する際には、予め核磁気共鳴の感度の高いＭＲＩ用造影剤を被検者の静脈から注入して、大動脈、上腸間膜静脈等の血管や、血管を多く含む器官などが、２次元ＭＲＩ画像上において高輝度で表示されるようにし、周囲の組織とは輝度差が付きやすいようにしておく。

以下の作用は、術者が入手先としてＸ線３次元ヘリカルＣＴ装置７６を選択した場合と３次元ＭＲＩ装置７７を選択した場合とで同様となるために、入手先としてＸ線３次元ヘリカルＣＴ装置７６を選択し、通信回路６９が複数枚の２次元ＣＴ画像を参照画像データ６１ａとして取り込んだ場合についてのみ、作用を説明する。

図２２は、参照画像記憶部６１から読み出して表示した参照画像に写っている関心器官を指定する様子を示す図である。

この図２２には、実施例１と同様に、ｎ番の参照画像データ６１ａを表示画面９ａに表示したときの様子を示している。この参照画像は、Ｘ線造影剤の作用により、大動脈や上腸間膜静脈等の血管が高輝度に、膵臓等の末梢血管を多く含む器官が中輝度に、十二指腸等が低輝度に、それぞれ造影された画像となっている。

抽出回路６２は、参照画像記憶部６１から、１番からＮ番までの全ての参照画像データ６１ａを読み出す。

そして、抽出回路６２は、１番からＮ番までの全ての参照画像データ６１ａに渡り、輝度値に応じて、高輝度の血管（大動脈、上腸間膜静脈）には赤を、中輝度の膵臓には水色を、低輝度の十二指腸には黄を、それぞれ割り当てて、再度、参照画像を別々に抽出する。

抽出回路６２は、この色の割り当てが完了した後に、色分けした画像を、参照画像記憶部６１へ参照画像データ６１ａとして再び記憶させる。

その他の作用については、上述した実施例１と同様である。

このような実施例２によれば、超音波診断装置を、外部機器であるＸ線３次元ヘリカルＣＴ装置７６や３次元ＭＲＩ装置７７などと接続して、複数枚の２次元ＣＴ画像や複数枚の２次元ＭＲＩ画像などを入力し参照画像データ６１ａとして用いるようにしたために、３次元ガイド画像が被検者自身のデータから作成されることになり、３次元ガイド画像がより正確になると期待することができる。そして、参照画像データ６１ａとして、最も明瞭に関心領域付近が写っているデータを選択することができるために、より観察し易い３次元ガイド画像を表示することが可能となる。

さらに、本実施例によれば、予め、Ｘ線造影剤等を用いて、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６１ａを撮影している。そして、抽出回路６２が、参照画像データ６１ａの輝度値に応じて、高輝度の血管（大動脈、上腸間膜静脈）や、中輝度の膵臓や、低輝度の十二指腸に、属性としてそれぞれ別の色を割り当てて、別々に抽出するようにしているために、血管や膵臓等の器官を容易に抽出することができる。これにより、器官の境界が明瞭で分かり易い３次元ガイド画像を構築することができる。

本実施例によれば、その他、実施例１と同様の効果を奏することができる。

なお、上述した実施例２においては、複数枚の２次元ＣＴ画像を参照画像データ６１ａとして用いる例について説明したが、スライスした多数の２次元ＣＴ画像を重ねて、中身の詰まったボリュームデータを再構築し、参照画像データ６１ａとして用いるようにしても良い。

また、上述した実施例２においては、参照画像データ６１ａとして、複数枚の２次元ＣＴ画像や２次元ＭＲＩ画像を用いるようにしたが、これに代えて、被検者自身から本実施例で説明したような超音波振動子３１を内蔵する超音波内視鏡１を用いて事前に取得した３次元画像データを、参照画像データ６１ａとして用いるようにしても良い。さらに、ＰＥＴ（Positron Emission Tomography）のような他のモダリティーを用いて事前に取得した３次元画像データを用いても構わない。加えて、体外から超音波を照射する方式のいわゆる、体外式の超音波診断装置を用いて事前に取得した３次元画像データを用いるようにしても良い。

なお、実施例１の変形例で述べたような変形例を、この実施例２においてもほぼ同様に採用することが可能である。

図２３は本発明の実施例３を示したものであり、図２３は超音波診断装置の構成を示すブロック図である。

この実施例３において、上述の実施例１，２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。

この実施例３の超音波診断装置は、上述した実施例１の図１に示した超音波診断装置と、以下の点が異なっている。

実施例１の超音波診断装置においては、可撓部２２にフレキシブルシャフト３２を、操作部２３にモータ３３およびロータリーエンコーダ３４を、それぞれ設けた機械式ラジアル走査型の超音波内視鏡を用いていた。これに対して、本実施例３においては、電子ラジアル走査型の超音波内視鏡１を用いており、フレキシブルシャフト３２、モータ３３、およびロータリーエンコーダ３４を設けるのを省略している。

すなわち、図２３に示すように、本実施例の硬性部２１には、図１に示した超音波振動子３１に代えて、超音波振動子アレイ８１が設けられている。この超音波振動子アレイ８１は、挿入軸の周囲に、該挿入軸に沿った短冊状をなすように切断された極小の超音波振動子群が、該挿入軸を略中心とする環状に配列されて構成されたものである。この超音波振動子アレイ８１を構成する各超音波振動子は、それぞれ信号線８２を介して、操作部２３を経由し超音波観測装置３と接続されている。

その他の構成については、上述した実施例１と同様である。

次に、このような実施例３において、上述した実施例１と異なる作用について説明する。概要を述べると、本実施例は、超音波断層像を取得する作用、特にラジアル走査の作用が、上述した実施例１と異なっている。

超音波観測装置３は、超音波振動子アレイ８１を構成する超音波振動子の内の、一部かつ複数の超音波振動子にのみ、パルス電圧状の励起信号を送信する。励起信号を受け取った超音波振動子は、該信号を、媒体の疎密波である超音波に変換する。

このとき、超音波観測装置３は、各励起信号がそれぞれの超音波振動子に到着する時刻が異なるように、各励起信号に遅延をかけている。より具体的には、この遅延は、各超音波振動子が励起する超音波が被検者の生体内で重ね合わせられたときに、一本の超音波のビームを形成するようにかけられる。こうしてビームとして形成された超音波は、被検者の生体内へ照射される。この照射によって発生する生体内からの反射波は、照射したときと逆の経路を辿って、各超音波振動子へ到達する。各超音波振動子は、この反射波を電気的なエコー信号に変換し、前記励起信号とは逆の経路により超音波観測装置３へ送信する。

次に、超音波観測装置３は、超音波のビームが硬性部２１および可撓部２２の挿入軸に垂直な平面（ラジアル走査面）内をラジアル走査するように、超音波のビームの形成に関与する複数の超音波振動子を選択し直して、選択した超音波振動子へ向けて再び励起信号を送信する。これにより、超音波のビームの照射方向の角度が変化する。このような処理を繰り返して行うことにより、いわゆる、電子ラジアル走査が行われる。

そして、上述した実施例１においては、超音波断層像データの１２時方向を、超音波内視鏡１に対してどの方向に向けて、超音波観測装置３が該超音波断層像データを作成するかは、ロータリーエンコーダ３４からの回転角度信号により決定していた。これに対して、本実施例においては、超音波観測装置３が超音波ビームの形成に関与する複数の超音波振動子を選択し直し、再び励起信号を送信するように構成されているために、超音波観測装置３が１２時方向としてどの超音波振動子を選択するかに応じて、超音波断層像データの１２時方向が決定されるようになっている。

その他の作用については、上述した実施例１と同様である。

上述した実施例１では、超音波振動子３１を回転させる機械式ラジアル走査を採用しているために、フレキシブルシャフト３２のねじれが生じる可能性がある。そして、フレキシブルシャフト３２のねじれに起因して、ロータリーエンコーダ３４の角度出力と実際の超音波振動子３１との間に角度ずれが生じる可能性があり、これが原因となって、超音波断層像と３次元ガイド画像との１２時方向が互いにずれる可能性がある。

これに対して、本実施例３によれば、電子ラジアル走査を行う超音波内視鏡１を採用して、超音波観測装置３が１２時方向として選択する超音波振動子に応じて、超音波断層像の１２時方向が決定されるようにしたために、該１２時方向のずれが生じるのを防ぐことができる。これにより、表示装置９に表示される３次元ガイド画像における超音波断層像マーカ７１や断層像マーカ用１２時方向マーカ７１ａと、超音波断層像と、の間の生じる可能性のある１２時方向のずれを小さくすることができ、正確な３次元ガイド画像を構築することが可能となる。

その他の効果については、上述した実施例１と同様である。

なお、上述した実施例３においては、超音波内視鏡１の硬性部２１の先端側に超音波振動子アレイ８１を設けているが、この超音波振動子アレイ８１としては、３６０°全周に渡って設けられたものでも良いが、これよりも少ない角度で設けられたものであっても構わない。例えば、２７０°や１８０°のように、硬性部２１の周方向の一部のみに設けられたものであっても良い。

さらに、実施例１で述べたような変形例を、この実施例３においてもほぼ同様に採用することが可能である。

なお、本発明は上述した実施例に限定されるものではなく、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。

本発明は、生体内へ超音波を送受して得られる超音波信号に基づき超音波断層像を作成する超音波診断装置に好適に利用することができる。

本発明の実施例１における超音波診断装置の構成を示すブロック図。 上記実施例１における位置検出プローブの構成を示す図。 上記実施例１における姿勢検出プレートの構成を示す斜視図。 上記実施例１におけるマーカスティックの構成を示す斜視図。 上記実施例１において、参照画像記憶部に記憶された参照画像データの概要を示す図。 上記実施例１におけるボクセル空間の概要を示す図。 上記実施例１において、送信アンテナ上に定義した直交座標軸Ｏ-xyzと正規直交基底ｉ，ｊ，ｋとを示す図。 上記実施例１における、超音波画像処理装置、マウス、キーボード、および表示装置の全体の作用を示すフローチャート。 上記図８のステップＳ１における関心器官抽出処理の詳細を示すフローチャート。 上記実施例１において、参照画像記憶部から読み出して表示した参照画像に写っている関心器官を指定する様子を示す図。 上記実施例１において、ボクセル空間へ書き出された抽出データの様子を示す図。 上記図８のステップＳ２における特徴点指定処理の詳細を示すフローチャート。 上記実施例１において、参照画像記憶部から読み出して表示した参照画像において特徴点を指定する様子を示す図。 上記図８のステップＳ３における標本点指定処理の詳細を示すフローチャート。 上記実施例１において、位置検出プローブを十二指腸乳頭に接触させようとしているときの表示画面の光学像を示す図。 上記図８のステップＳ４における３次元ガイド画像作成・表示処理の詳細を示すフローチャート。 上記実施例１において、標本点とラジアル走査面との関係と、特徴点と超音波断層像マーカとの関係と、を示す図。 上記実施例１における超音波断層像マーカを示す図。 上記実施例１において、超音波断層像マーカと抽出データとの合成データの様子を示す図。 上記実施例１において、表示画面に超音波断層像と３次元ガイド画像とを並べて表示している様子を示す図。 本発明の実施例２における、外部機器が接続された超音波画像処理装置の構成を示すブロック図。 上記実施例２において、参照画像記憶部から読み出して表示した参照画像に写っている関心器官を指定する様子を示す図。 本発明の実施例３における超音波診断装置の構成を示すブロック図。

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（超音波断層像作成手段）
４…位置配向算出装置（検出手段）
５…送信アンテナ
６…姿勢検出プレート（体表標本点位置検出手段、体位検出手段）
６ａ，６ｂ，６ｃ…プレートコイル
６ｄ…体表接触面
７…マーカスティック（体表標本点位置検出手段）
７ａ…マーカコイル
８…位置検出プローブ
９…表示装置（表示手段）
９ａ…表示画面
９ｂ…ポインタ
１０…超音波画像処理装置
１１…マウス（関心領域指定手段）
１２…キーボード
１２ａ，１２ｂ，１２ｃ…表示切換キー
１２ｄ…関心器官指定キー（関心領域指定手段）
１２ｅ…特徴点指定キー
１２ｆ…体表標本点指定キー
１２ｇ…体腔表面標本点指定キー
１２ｈ…走査制御キー
２１…硬性部
２２…可撓部
２３…操作部
２４…光学観察窓
２５…レンズ
２６…ＣＣＤカメラ
２７…信号線
３１…超音波振動子
３２…フレキシブルシャフト
３３…モータ
３４…ロータリーエンコーダ
３５…制御線
３６…信号線
４１…外筒
４２…受信コイル（体腔内標本点位置検出手段）
４３…コネクタ
４４…鉗子口マーカ
４５…プローブ側１２時方向マーカ
５１…鉗子チャンネル
５２…鉗子口
５３…突出口
５５…内視鏡側１２時方向マーカ
６１…参照画像記憶部（参照画像データ保持手段）
６１ａ…参照画像データ
６２…抽出回路（抽出手段）
６３…３次元ガイド画像作成回路（３次元ガイド画像作成手段、標本点位置補正手段、ガイド画像作成手段）
６４…ボリュームメモリ
６５…混合回路
６６…表示回路
６７…制御回路
６８…スイッチ
６８ａ，６８ｂ，６８ｃ…入力端子
６８ｄ…出力端子
６９…通信回路（通信手段）
７１…超音波断層像マーカ
７１ａ…断層像マーカ用１２時方向マーカ
７５…ネットワーク
７６…Ｘ線３次元ヘリカルＣＴ装置
７７…３次元ＭＲＩ装置
８１…超音波振動子アレイ
８２…信号線
代理人 弁理士 伊 藤 進

Claims (2)

1. 生体内へ超音波を送受して得られる超音波信号に基づき超音波断層像を作成する超音波断層像作成手段と、
   前記超音波断層像の位置および／または配向を検出する検出手段と、
   参照画像データを保持する参照画像データ保持手段と、
   位置検出プローブに設けられた前記生体の標本点の位置を該生体の体腔内において検出する体腔内標本点位置検出手段と、
   前記検出手段により検出された位置および／または配向を用いるとともに、前記位置検出プローブを挿通可能なチャンネルと光学観察窓とを備え前記超音波信号を取得する超音波内視鏡の前記チャンネルから前記位置検出プローブを前記光学観察窓の光学視野範囲内へ突出させた状態で前記体腔内標本点位置検出手段により検出された標本点の位置と、前記参照画像データ保持手段に保持された前記参照画像データ上の特徴点の位置と、を照合して、前記超音波断層像の解剖学的な位置および／または配向をガイドするためのガイド画像を作成するガイド画像作成手段と、
   前記ガイド画像作成手段により作成された前記ガイド画像を表示する表示手段と、
   を具備したことを特徴とする超音波診断装置。
2. 前記体腔内標本点位置検出手段とは別体であって生体の体表において標本点の位置を検出するための体表標本点位置検出手段をさらに具備したことを特徴とする請求項１に記載の超音波診断装置。

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