JP4730889B2

JP4730889B2 - 超音波画像形成システム

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Publication number: JP4730889B2
Application number: JP2005215476A
Authority: JP
Inventors: 睦弘赤羽
Original assignee: Hitachi Aloka Medical Ltd
Current assignee: Hitachi Ltd
Priority date: 2005-07-26
Filing date: 2005-07-26
Publication date: 2011-07-20
Anticipated expiration: 2025-07-26
Also published as: JP2007029335A

Description

本発明は、超音波画像形成システムに関し、特に、被検体に挿入された挿入体の画像を被検体の画像上に表示させる超音波画像形成システムに関する。

心臓の冠状動脈の狭窄などを検査するために、Ｘ線造影剤を冠状動脈に流し込み、Ｘ線造影剤をＸ線透視下で観察する手法が知られている。Ｘ線造影剤を冠状動脈に流し込むためには、手または足の動脈からカテーテルを冠状動脈の入り口まで通す操作が行われる。カテーテルはＸ線非透過性の材料によって作られているため、Ｘ線透過画像によってカテーテルを認識することが可能である。一方、骨などと比較して心臓はＸ線透過性が高いため、Ｘ線透過画像によって心臓を認識することは困難である。そのため、カテーテルを挿入していく操作を行う際に、Ｘ線造影剤を流し込んで心臓を一瞬造影し、造影された心臓の形などを記憶しながらカテーテルを挿入していく。このようなカテーテルの挿入操作は非常に熟練を要する。また、Ｘ線透視下での操作は、患者や医師に対する被爆の問題が指摘されている。このため、Ｘ線透視に換えて超音波画像を用いてカテーテルをモニタリングする技術が提案されている（下記特許文献など）。

特開２００１−２９９７５６号公報特開２００１−３４０３３６号公報特開２００４−２７５７７６号公報特開２００４−２７５２２３号公報特開２００４−４９９号公報

ところが、カテーテルの先端は小さいため、超音波画像によってカテーテルの先端を常に正確に捕らえ続けることは非常に困難である。このため、超音波画像を用いてカテーテルの先端を正確にモニタリングする技術が望まれていた。

例えば、特許文献１には、超音波を送信するトランスデューサをカテーテルの先端部に取り付け、外部の超音波探触子によってカテーテル先端部からの超音波を受信し、カテーテル先端の位置を確認する技術が提案されている。しかし、組織からの超音波の受信とカテーテル先端部からの受信を交互に行う必要があり、ボリュームレートを上げることができないなどの問題がある。また、カテーテルの先端部に取り付けるトランスデューサは非常に小さく、送信パワーを大きくすることができないため、位置検出精度の面でも問題がある。

また、特許文献２には、カテーテルの先端部に造影剤を取り付け、反射エコー信号の強弱から先端部を検出する技術が開示されている。しかし、カテーテルそのものが、周囲の生体組織や血液に比べて音響インピーダンスが高いため大きな反射信号を示しており、この大きな反射信号の中から反射の異なる先端部を検出することは困難である。また、特許文献３には、カテーテルの先端部に磁気センサを取り付け、外部から発生した磁場を検出することにより、カテーテルの位置や方向を計測する技術が開示されている。しかし、超音波画像を用いてカテーテルの先端を正確にモニタリングする技術は開示されていない。

ちなみに、特許文献４には、断層画像を利用したユーザの指示に基づいて、超音波ビームの走査密度を変更させる技術が開示されている。また、特許文献５には、Ｘ線照射装置に磁気センサを取り付け、超音波探触子で収集されたエコーデータに基づいて腫瘍を検出し、検出した腫瘍にＸ線を的確に照射するシステムが開示されている。

本発明は、このような背景において成されたものであり、その目的は、被検体に挿入される挿入体の画像を被検体の画像上に表示させる新たな技術を提供することにある。

上記目的を達成するために、本発明の好適な態様である超音波画像形成システムは、被検体に挿入された挿入体の画像を被検体の画像上に表示させる超音波画像形成システムであって、挿入体を含む空間内に超音波を送受波してエコー信号を取得する送受波手段と、前記エコー信号に基づいて超音波画像を形成する画像形成手段と、挿入体の座標情報を取得する座標情報取得手段と、を有し、前記挿入体の座標情報に基づいて超音波の送受波制御を行うことにより、前記挿入体の画像を被検体の画像上に明示させた超音波画像を形成する、ことを特徴とする。

望ましくは、前記挿入体の座標情報から得られる挿入体の位置情報に基づいて、挿入体とその近傍領域からなる高密度走査領域内において超音波ビームを高密度に走査させることにより、当該高密度走査領域内における空間分解能が高い超音波画像を形成する、ことを特徴とする。望ましくは、前記位置情報に基づいて確認される挿入体の移動に応じて前記高密度走査領域を移動させることにより前記挿入体の動きに前記高密度走査領域を追従させる、ことを特徴とする。

また上記目的を達成するために、本発明の好適な態様である超音波画像形成システムは、被検体に挿入された挿入体の画像を被検体の画像上に表示させる超音波画像形成システムであって、挿入体を含む空間内に超音波を送受波してエコー信号を取得する送受波手段と、前記エコー信号に基づいて超音波画像を形成する画像形成手段と、挿入体の座標情報を取得する座標情報取得手段と、を有し、前記挿入体の座標情報に基づいて、挿入体に対応した画像を前記超音波画像上に形成することにより、前記挿入体の画像を被検体の画像上に明示させた表示画像を形成する、ことを特徴とする。

望ましくは、前記挿入体の座標情報から得られる挿入体の位置情報に基づいて、前記超音波画像上の挿入体に対応した位置に、前記挿入体に対応した画像としてマーカを形成する、ことを特徴とする。

また上記目的を達成するために、本発明の好適な態様である超音波画像形成システムは、被検体に挿入されたカテーテルを含む空間内に超音波を送受波するプローブと、前記プローブを制御する送受信制御部と、前記プローブに取り付けられた第一磁気センサと、前記カテーテルに取り付けられた第二磁気センサと、を有し、前記第一磁気センサと第二磁気センサの各々から得られる座標情報に基づいて前記プローブを基準とした座標系で前記カテーテルの位置を特定し、特定されたカテーテルの位置に応じて超音波ビームの走査密度を制御する、ことを特徴とする。

望ましくは、前記カテーテルの位置に対応するフレームアドレスおよびラインアドレスを求めることにより、超音波ビームを特定するフレームアドレスおよびラインアドレスに基づいて、前記カテーテルの位置とその近傍領域からなる高密度走査領域を設定する、ことを特徴とする。

本発明により、被検体に挿入される挿入体の画像を被検体の画像上に表示させる新たな技術が提供される。これにより、例えば、挿入体とその近傍領域からなる高密度走査領域内において超音波ビームを高密度に走査させることにより当該高密度走査領域内における空間分解能が高い超音波画像を形成することなどが可能になる。

以下、本発明の好適な実施形態を図面に基づいて説明する。

図１には、本発明に係る超音波画像形成システムの好適な実施形態が示されており、図１はその全体構成を示すブロック図である。

プローブ１０は、三次元エコーデータ取得用の超音波探触子である。プローブ１０は、図示しない２Ｄアレイ振動子を備えており、２Ｄアレイ振動子を構成する複数の振動素子が電子走査制御され、対象組織を含む三次元空間内で超音波ビームが走査される。後に詳述するように、本実施形態の超音波画像形成システムは、カテーテル４０の先端を明示した表示画像を形成することができる。このためプローブ１０は、ユーザ（検査者）に把持されて被検者の体表面上に当接して用いられ、そしてカテーテル４０の先端を含む空間内に超音波を送受波する。プローブ１０は、被検者の体腔内に挿入して用いられるものであってもよい。

送信部１２は、送信ビームフォーマーとして機能する。つまり、送信部１２は、プローブ１０が備える複数の振動素子の各々に対して送信信号を供給することによって超音波ビームを形成する。一方、受信部１４は、受信ビームフォーマーとして機能する。つまり、複数の振動素子の各々から受信信号を取得し、得られた複数の受信信号に対して整相加算処理などを実行する。これにより各超音波ビームごとにエコー信号が形成され、受信部１４から出力される。

送信部１２および受信部１４は、システム制御部２０によって制御され、超音波ビームがカテーテル４０の先端を含む三次元空間内に電子的に走査されて、三次元の走査空間内の全域からエコー信号が取得される。

三次元画像作成部１６は、三次元空間内から取得されたエコー信号に基づいて、対象組織の三次元画像を形成する。三次元画像作成部１６は、三次元空間内のエコー信号から得られるボリュームデータに基づいて、三次元の立体的な画像を平面上に投影した画像を形成する。三次元画像作成部１６は、三次元の画像を平面上に投影する際に、例えば、ボリュームレンダリング法に基づくレンダリング演算を行うことで、対象組織内部を透過表示した二次元の画像を形成する。ボリュームレンダリング法に基づくレンダリング演算は、例えば特開平１０−３３５３８号公報に示される手法が好適である。上記公報記載の手法の概要は次の通りである。

まず、三次元空間の外側に仮想的に視点が設定され、三次元空間を間に介して、視点と反対側に二次元平面としてのスクリーンが仮想的に設定される。そして、設定された視点を基準として複数のレイ（透視線）が定義される。レイは、三次元空間を貫通してスクリーンに達する。三次元空間内において、レイ上には、複数のボクセルデータ（三次元空間内の各点におけるエコー信号の値）からなるボクセルデータ列が対応することになる。そして、レイに沿って、視点側から各ボクセルデータごとにボリュームレンダリング法に基づくボクセル演算を逐次的に実行すると、最終のボクセル演算の結果として画素値が決定される。その画素値がスクリーン上における当該レイに対応する座標にマッピングされる。こうして、各レイ毎に画素値を決定することでその集合として対象組織内部を透過表示した二次元の画像を形成する。三次元画像作成部１６は、このボリュームレンダリング法に基づくレンダリング演算を行って、対象組織内部を透過表示した画像を形成する。

任意断面作成部１８は、三次元空間内から取得されたエコー信号に基づいて、対象組織の断面画像を形成する。つまり、三次元の立体的な画像に対して設定される断面内において、対象組織のＢモード画像を形成する。なお、断面は、例えば入力部２２を介してユーザ（検査者）によって任意に設定されてもよいし、三次元空間内に超音波ビームを走査させる際の任意の走査面でもよい。

三次元画像作成部１６において形成された三次元画像（例えば、ボリュームレンダリング法に基づく透過表示画像）や、任意断面作成部１８において形成された断面画像は、表示処理部２４を介して表示部２６へ表示される。表示処理部２４は、三次元画像や断面画像を表示させる際に、三次元画像上や断面画像上のカテーテル４０の先端の位置に、カテーテル４０の位置を明示するマーカなどを形成してもよい。

カテーテル４０の先端には、磁気センサ３２が取り付けられている。一方、プローブ１０には、磁気センサ３４が取り付けられている。二つの磁気センサは、基準位置に設置された磁場発生部３０が発生する磁場を検出する。

図２は、プローブ、カテーテルおよびこれらに取り付けられた磁気センサの位置関係を示す模式図である。プローブ１０は、被検体内の血管５０を含む空間内で超音波ビームを電子走査させる。超音波ビームスキャンエリア６０は、超音波ビームが走査される三次元領域である。血管５０内にはカテーテル４０が挿入されている。そして、カテーテル４０の先端部に磁気センサ３２が取り付けられている。また、プローブ１０には、磁気センサ３４が取り付けられている。

二つの磁気センサは、磁場発生部３０が発生する磁場７０を検出する。磁場発生部３０は、例えば、手術室内のベッドなどに設置され、この磁場発生部３０を基準位置として、二つの磁気センサの各々の位置と方向が特定される。磁場発生部３０は、互いに直交関係にある三つのコイルを備えており、各コイルから三次元的に磁場７０が発生される。二つの磁気センサも、各々、互いに直交関係にある三つのコイルを備えており、三次元的に形成された磁場７０を三次元的に検知する。二つの磁気センサの受信結果は磁気センサ制御部（図１の符号３６）に伝えられ、磁気センサ制御部において、プローブ１０とカテーテル４０の先端との間の相対的な三次元的な位置関係が解析される。

そこで、次に、プローブ１０とカテーテル４０の先端との間の相対的な位置関係の解析手法について説明する。なお、図１に既に示した部分には、図１における符号を付して説明する。

図３は、磁気センサの座標系と超音波ビーム走査座標系を説明するための図である。本実施形態において、システム制御部２０が送信部１２および受信部１４を制御する場合、超音波ビームアドレスが、ｒ，θ，φの３つの座標によって定義される超音波ビーム走査座標系で定義される。超音波ビーム走査座標系は、超音波ビームスキャンエリア６０の形状に対応している。

一方、カテーテル４０の先端に取り付けられた磁気センサ３２が、磁場発生部３０から発生される磁場を検出することによって得られる座標情報は、磁場発生部３０を基準とする磁場発生部座標系（Xmt,Ymt,Zmt,XmtAng,YmtAng,ZmtAng）で得られる。ここで、Xmt,Ymt,Zmtは、各々、三次元空間内の直交座標系を定義する軸である。また、XmtAng,YmtAng,ZmtAngは、各々、Xmt,Ymt,Zmt の各軸を回転軸とする回転成分である。

このように、磁気センサ３２が磁場を検出することによって得られる座標情報の座標系と、超音波ビーム走査座標系が異なるため、本実施形態では、磁気センサ３２の座標情報が超音波ビーム走査座標系に変換される。この変換は、超音波ビーム走査座標系からプローブ１０に取り付けられている磁気センサ３４の座標系への変換マトリクスTusrxと、磁気センサ３４の座標系から磁場発生部座標系への変換マトリクスTrxtxの、二つの変換マトリクスを求めることによって行われる。

そして、これら二つの変換マトリクスを掛け合わせることにより、超音波ビーム走査座標系から磁場発生部座標系への変換マトリクスTustxが次式のように求められる。
[数１]
Tustx ＝ Trxtx・Tusrx

本実施形態では、カテーテル４０の先端に取り付けられている磁気センサ３２の磁場発生部座標系における座標値P1mgを超音波ビーム走査座標系で表現する。この場合、数１で算出される変換マトリクスTustxの逆行列Tustx^-1を求めて、座標値P1mgとTustx^-1とを掛け合わせることで、超音波ビーム走査座標系における表現に変換することができる。以下、超音波ビーム走査座標系への変換についてさらに詳述する。

プローブ１０に取り付けられる磁気センサ３４は、超音波ビーム走査座標系の原点に取り付けられるとは限らない。つまり、磁気センサ３４の座標系の原点と超音波ビーム走査座標系の原点との間にオフセットが存在する場合がある。そこで、本実施形態では、磁気センサ３４の座標系（磁気センサ座標系）の原点と超音波ビーム走査座標系の原点との間のオフセットを加味した変換マトリクスTusrx（数１参照）が採用される。

図４は、磁気センサ座標系の原点と超音波ビーム走査座標系の原点との間のオフセットを説明するための図である。磁気センサ座標系の原点は、磁気センサ３４内のコイルの配置構造などに応じて決定される設計事項であり、例えば、磁気センサ３４の中心位置（重心位置）に設定される。一方、超音波ビーム走査座標系の原点は、プローブ１０内の振動素子の配置構造などに応じて決定され、例えば、四角錐状の超音波ビームスキャンエリア（図２の符号６０）の頂点に設定される。図４においては、プローブ１０の送受波面の中心位置に超音波ビーム走査座標系の原点があるものとする。

図４（Ａ）に示すように、磁気センサ３４はプローブ１０の筐体側面などに取り付けられる。このため、磁気センサ座標系の原点（例えば、磁気センサ３４の中心位置）と超音波ビーム走査座標系の原点（例えば、プローブ１０の送受波面の中心位置：Puc）との間にオフセットが存在する。つまり、図４（Ｂ）に示すように、Ｘ軸上における位置オフセット成分Xofs、Ｚ軸上における位置オフセット成分Zofsが存在し、また、図４（Ｃ）に示すように、Ｙ軸上における位置オフセット成分Yofsが存在する。

さらに、磁気センサ座標系と超音波ビーム走査座標系との間に、座標系の方向のオフセットが存在する場合もある。

図５は、磁気センサ座標系と超音波ビーム走査座標系との間の方向のオフセットを説明するための図である。図５（Ａ）には、磁気センサ座標系（Xmr,Ymr,Zmr）と超音波ビーム走査座標系（X,Y,Z）が示されている。なお、超音波ビーム走査座標系は、図３を利用して説明したように、超音波ビームアドレスを設定するのに適したｒ，θ，φの極座標系であるが、図５においては、方向のオフセットの理解を容易にするためにＸＹＺ直交座標系として示している。ちなみに、超音波ビームアドレスを設定する際には、後に詳述するように、超音波ビーム走査座標系に関して、ＸＹＺ直交座標系からｒ，θ，φの極座標系への変換処理が実行される。

図５（Ｂ）には、磁気センサ座標系（Xmr,Ymr,Zmr）と超音波ビーム走査座標系（X,Y,Z）との間の方向のオフセットが示されている。つまり、X軸とXmr軸との間の角度オフセットXangofs、Y軸とYmr軸との間の角度オフセットYangofs、Z軸とZmr軸との間の角度オフセットZangofsが示されている。

本実施形態では、磁気センサ座標系の原点と超音波ビーム走査座標系の原点との間のオフセット（位置オフセット）と、磁気センサ座標系と超音波ビーム走査座標系との間の方向のオフセット（角度オフセット）とを加味して、変換マトリクスTusrxが次式のように定義される。

位置オフセットの値や角度オフセットの値は、磁気センサ３４のプローブ１０への取り付け位置や角度によって幾何学的に決定される値である。つまり、数２に定義される変換マトリクスTusrxは、磁気センサ３４のプローブ１０への取り付け位置や角度によって幾何学的に決定される。

一方、数１における変換マトリクスTrxtxは、磁気センサ３４の座標系から磁場発生部座標系への変換マトリクスであり、次のように決定される。磁気センサ３４は、磁場発生部３０が発生する磁場を検出することにより、磁場発生部座標系における磁気センサ３４の座標情報として、座標値P0mg（図３参照）を磁気センサ制御部３６へ出力する。つまり位置を示す（Xmt0,Ymt0,Zmt0）と方向を示す（XmtAng0,YmtAng0,ZmtAng0）を出力する。この検出値を利用して、変換マトリクスTrxtxが次式のように求められる。

数２および数３を数１に適用することにより、Tustxが決定され、その結果、Tustx^-1が演算により求められる。そして、変換マトリクスTustx^-1を利用して、磁気センサ３２から得られる磁気センサ３２の位置Pr2（Xmt1,Ymt1,Zmt1）を超音波ビーム走査座標系のＸＹＺ直交座標Pr2（x2,y2,z2）で表すと次式のようになる。

数４により、磁気センサ３２から得られる磁気センサ３２の位置を超音波ビーム走査座標系のＸＹＺ直交座標で表すことが可能になる。次に、超音波ビーム走査座標系に関して、ＸＹＺ直交座標系からｒ，θ，φの極座標系への変換処理について説明する。

超音波ビーム走査の設定は、フレームアドレス、ラインアドレスを利用して行われる。このため、数４によって得られるＸＹＺ直交座標系で得られる磁気センサ３２の位置Pr2（x2,y2,z2）は、θ方向をラインアドレス、φ方向をフレームアドレスとするθφ座標系に変換する必要がある。

図６は、超音波ビーム走査座標系についての直交座標系と極座標系との対応関係を説明するための図であり、図６（Ａ）（Ｂ）には、θ方向（図３参照）をラインアドレス、φ方向（図３参照）をフレームアドレスとするθφ座標系（超音波ビームの深さ方向をｒ方向としたｒθφ三次元極座標系に対応する）とＸＹＺ直交座標系との対応関係が示されている。ちなみに、図６においては、一例として、ライン総数を４０本、フレーム総数を４０枚としている。

図６（Ａ）に示す幾何学的配置関係から、ＸＹＺ直交座標系における磁気センサ３２の位置Pr2（x2,y2,z2）のフレームアドレスCathPosFAdrsは、次式のように求めることができる。

一方、図６（Ｂ）に示す幾何学的配置関係から、ＸＹＺ直交座標系における磁気センサ３２の位置Pr2（x2,y2,z2）のラインアドレスCathPosLAdrsは、次式のように求めることができる。

本実施形態では、ＸＹＺ直交座標系で得られる磁気センサ３２の位置Pr2（x2,y2,z2）から、位置Pr2に対応するラインアドレスおよびフレームアドレスを数５および数６を利用して算出し、そして、磁気センサ３２の位置Pr2、つまりカテーテル４０の先端付近に超音波ビームを高密度に走査させる。

図７は、ビーム密度を変化させた超音波ビームの走査を説明するための図である。プローブ１０によって形成される超音波ビームは、超音波ビームスキャンエリア６０内の全域に亘って電子走査される。その際、カテーテル４０の先端を含む領域１と、それ以外の領域２との間で超音波ビームの密度が変更される。つまり、領域２に比べて、カテーテル４０の先端を含む領域１において、超音波ビームが高密度に走査される。その結果、カテーテル４０の先端を含む領域１において空間分解能が高い超音波画像を形成することが可能になる。例えば、領域２におけるビーム密度を低くしてボリュームレートを上げる一方、狭い領域１内にのみ超音波ビームを高密度に走査することにより、高いボリュームレートを確保しつつ、カテーテル４０の先端を明瞭に映し出した超音波画像を形成することができる。このため、例えば、三次元画像をリアルタイムで確認し、明瞭に映し出されるカテーテル４０を観察しながら、カテーテル４０の挿入操作を行うことが可能になる。そこで、次に超音波ビームの走査密度の制御について詳述する。

図８は、走査密度を変化させる場合の超音波ビームの形成位置を示す模式図であり、図３に示す超音波ビームスキャンエリア６０をプローブ１０側から見た場合の底面に対応している。図８において、横軸方向はφ（フレームアドレス）を示しており、縦軸方向はθ（ラインアドレス）を示している。そして、黒丸で示される複数の点が超音波ビームの形成位置を示している。なお、図８においては、設定可能な最大フレーム数を４０枚、設定可能な最大ライン数を４０本として説明するが、本発明においてフレーム数やライン数はこれらの数に限定されない。

また、数５および数６によって求められる磁気センサ３２の位置Pr2（つまりカテーテル４０の先端の位置）は、ラインアドレス１５、フレームアドレス１９とする。そして、カテーテル４０の先端を中心として、領域１のサイズをラインアドレス幅９、フレームアドレス幅９とする。さらに、領域１におけるライン方向のビーム密度を１（ラインアドレス１つに対して１本）、フレーム方向のビーム密度を１（フレームアドレス１つに対して１本）とし、領域２におけるライン方向のビーム密度を０．５（ラインアドレス２つに対して１本）、フレーム方向のビーム密度を０．５（フレームアドレス２つに対して１本）とする。

図８は、これらの条件の下における超音波ビームの形成位置を示している。図示するように、領域２に比べて領域１内において、黒丸で示される点の密度つまり超音波ビームの密度が高い。超音波ビーム密度の制御は、主にシステム制御部２０によって行われる。

図９は、超音波ビーム密度を制御する際に利用されるテーブルを示しており、図９（Ａ）はビームディレイテーブルを示し、図９（Ｂ）はビームシーケンステーブルを示している。また、図１０は、超音波ビームのビーム制御部周辺のブロック図である。図１０に示す各構成は、システム制御部２０内で実現される。図９および図１０を利用して超音波ビームの走査手順を説明する。

まず、システムの初期化時に、ビーム制御部２００は、ディレイ情報が格納されたビームディレイテーブル２３０を設定する。ビームディレイテーブル２３０は、θ方向走査角、φ方向走査角、１ボリュームを構成する設定可能最大フレーム数、１フレームを構成する設定可能最大ライン数、診断レンジなどのパラメータに応じて設定される。図８の例を用いれば、設定可能最大フレーム数４０枚、最大ライン数４０本であるため、合計１６００本の超音波ビームの各々に関するディレイ情報が計算されてビームディレイテーブル２３０として設定される。

次に、ビーム制御部２００は、磁気センサ制御部３６から磁気センサ３２および磁気センサ３４に関する座標情報を取得し、数１から数６を利用して、カテーテル４０の先端位置に対応するフレームアドレスとラインアドレスを求める。そして、ビーム制御部２００は、超音波ビーム密度を大きくする領域１を設定する。図８の例を用いれば、ラインアドレス１１から１９、且つ、フレームアドレス１５から２３の領域を領域１とする。

次に、ビーム制御部２００は、超音波ビームを送受信する順にビームシーケンステーブル２２０にビーム番号を設定する。つまり、図９（Ｂ）に示すように、ビーム番号が小さい順に送受信すべきビーム番号が選択的に設定される。図８の例を用いれば、領域１におけるライン方向のビーム密度とフレーム方向のビーム密度は共に１であるため、図９（Ａ）の領域１に対応するビーム番号は全て選択される。これに対し、領域２におけるライン方向のビーム密度とフレーム方向のビーム密度は共に０．５であるため、図９（Ａ）の領域２（領域１以外の領域）においては、ラインアドレス２つに対して１本、フレームアドレス２つに対して１本の割合でビーム番号が選択され、図９（Ｂ）のように設定される。

そして、ビーム制御部２００は、ビームカウンタ２１０のカウントをスタートさせる。カウント値はビームシーケンステーブル２２０に入力され、ビームシーケンステーブル２２０は、カウントごとにテーブル内に設定されているビーム番号を順にビームディレイテーブル２３０へ出力する。ビームディレイテーブル２３０は、ビームシーケンステーブル２２０から出力されるビーム番号に対応した送信ディレイ情報を送信部１２へ出力し、また、受信ディレイ情報を受信部１４へ出力する。こうして、超音波ビーム密度が制御される。

なお、図８から図１０に示した例では、超音波ビームを高密度に形成する領域１のサイズをラインアドレス幅９、フレームアドレス幅９の正方形としているが、領域１のサイズは、例えば、入力部２２を介してユーザが任意に設定してもよい。また、領域の形状も正方形に限定する必要はない。さらに、密度の異なる領域を段階的に設けてもよい。

図１１は、超音波ビームの高密度領域の設定例を示す図である。図１１（Ａ）は、超音波ビームを高密度に形成する領域１の形状が、カテーテル先端を中心とする円形の例である。円形の領域１内において領域２よりも超音波ビームが高密度に形成される。また、図１１（Ｂ）は、高密度領域を段階的に設定した例である。つまり、カテーテル先端付近の領域１において最も高密度に超音波ビームを形成し、領域１を取り囲む近傍の領域２を経て、カテーテル先端から離れた領域３にかけて、段階的に超音波ビームの密度を低くしている。

さらに、図１２に示すように、カテーテル先端を基準として密度勾配を設けてもよい。例えば、カテーテル先端を最大値としてカテーテル先端から離れるに従って直線的に密度を小さくする直線勾配３００を設けてもよい。またカテーテル先端を最大値としてカテーテル先端から離れるに従って曲線的に密度を小さくする曲線勾配４００を設けてもよい。

以上説明したように、本実施形態では超音波ビームの走査密度が制御されて、各超音波ビームごとにエコー信号が取得される。一般に、各超音波ビームごとに得られたエコー信号は、二次元スキャンコンバートまたは三次元スキャンコンバートされて、ボリュームデータとなる。本実施形態では、例えば、三次元画像作成部１６内においてスキャンコンバートが行われ、この際、超音波ビームの走査密度が考慮される。

図１３は、スキャンコンバートで参照されるテーブルを説明するための図である。図１３（ｄ）に示すビーム密度パターン（図８に相当する密度パターン）において、フレームアドレスに着目した場合、（ａ）から（ｃ）の三種類のフレームパターンが存在する。つまり、（ａ）に示す領域１のみのパターン、（ｂ）に示す領域１と領域２を含むパターン、そして（ｃ）に示す領域２のみのパターンの三種類のフレームパターンが存在する。

これらのフレームパターン（テーブル）は、ラインデータを補間してフレーム上の格子点の輝度値（ボクセルデータ）を算出する際に参照される。つまり、例えば、三次元画像作成部１６は、図１３（ａ）から（ｃ）の三種類のフレームパターンを参照して、スキャンコンバートを実行する。このため、システム制御部２０は、初期化時などに三種類のフレームパターンを作成し、作成した三種類のフレームパターンを三次元画像作成部１６に提供しておく。三次元画像作成部１６は、受信部１４から超音波ビームごとにエコー信号を取得しながら、そのエコー信号が属するフレームのパターンを特定し、三種類のフレームパターンの中から該当するパターンを選択して補間処理を行う。なお、任意断面作成部１８においても三種類のフレームパターンの中から該当するパターンが選択され補間処理が行われる。

さらに、本実施形態では、カテーテル先端の移動に応じて高密度領域を移動させ、カテーテルの動きに高密度領域を追従させることができる。

図１４は、本実施形態の超音波画像形成システムの画像形成処理動作を説明するための図である。まず、システムが初期化され（Ｓ１０２）、超音波ビーム送受信が開始される（Ｓ１０３）。そして、プローブとカテーテルに取り付けられた磁気センサからプローブとカテーテルの座標情報が読み取られ（Ｓ１０４）、システム制御部２０によってカテーテルの位置に変化があるか否かが確認される（Ｓ１０５）。カテーテルの位置に変化がなければＳ１１２へ進み、カテーテルの位置に変化があればＳ１０６へ進む。

カテーテルの位置に変化がある場合、超音波ビームの送受信が停止される（Ｓ１０６）。そして、システム制御部２０において、カテーテル先端位置が超音波ビーム走査座標系に変換され（Ｓ１０７）、カテーテル先端位置を中心とした超音波ビームの高密度領域が設定される（Ｓ１０８）。さらに、新たに設定された高密度領域に応じてビームシーケンステーブル（図９）が書き換えられ（Ｓ１０９）、また、新たに設定された高密度領域に応じて三次元画像作成部や任意断面作成部において利用される補間テーブル（図１３において説明したフレームパターンテーブル）も設定される（Ｓ１１０）。こうして、新たに設定された高密度領域に対応した超音波ビームの送受信が開始される（Ｓ１１１）。

超音波ビームが送受信されると、受信部１４において超音波ビームごとのエコー信号から超音波ラインデータが生成される（Ｓ１１２）。そして、三次元画像作成部１６において、超音波ラインデータから二次元スキャンコンバートによりフレームデータが生成され（Ｓ１１３）、さらに、フレームデータから三次元スキャンコンバートによりボリュームデータが生成される（Ｓ１１４）。三次元画像作成部１６はボリュームデータをレンダリング処理して、三次元画像（ボリュームレンダリング法に基づく透過表示画像）を作成する（Ｓ１１５）。一方、任意断面作成部１８において、超音波ラインデータから二次元スキャンコンバートにより、断面画像として、フレームデータが生成される（Ｓ１１６）。

表示処理部２４は、三次元画像と断面画像を合成して、例えば、三次元画像と断面画像を二枚並べた表示画像を形成して表示部２６へ表示させる（Ｓ１１７）。そして、システム制御部２０は、画像形成処理を終了するか否かを判断し（Ｓ１１８）、画像形成処理を続けるのであればＳ１０４に戻り、再びプローブとカテーテルの位置を確認して、カテーテルの位置の変化が判断される。画像形成処理を終了するのであれば本フローが終了する。こうして、カテーテルの位置の変化に応じて超音波ビームの高密度走査領域（例えば、図８における領域１）の位置が更新される。

図１５は、カテーテル先端の移動に応じてリアルタイムに高密度走査領域を移動させる手法を示す概念図である。つまり、図１５の（ａ）から（ｄ）の順にカテーテル先端が移動した場合に、カテーテル先端の移動ごとに、カテーテル先端が中心となるように高密度走査領域５００が移動設定される。

一方、図１６は、カテーテル先端の移動に応じて領域ごとに高密度走査領域を移動させる手法を示す概念図である。つまり、超音波ビームの走査領域全域が、予め複数の領域に区分けされ、図１６の（ａ）から（ｄ）の順にカテーテル先端が移動した場合に、カテーテル先端の移動ごとにカテーテル先端が属する領域を判断して、カテーテル先端が属する領域を高密度走査領域５００とする。

以上、本発明の好適な実施形態を説明したが、上述した超音波画像形成システムは、例えば、超音波診断装置と位置検出装置で構成される。つまり、図１の磁場発生部３０、磁気センサ３２、磁気センサ３４および磁気センサ制御部３６からなる位置検出装置を利用して、超音波診断装置のプローブ１０に磁気センサ３４を取り付ける構成である。また、磁気センサ制御部３６およびシステム制御部２０のうちの少なくとも一方がコンピュータで構成されてもよい。

さらに、上述した実施形態は、あらゆる点で単なる例示にすぎず、本発明の範囲を限定するものではない。例えば、上述した実施形態では、カテーテル先端の近傍でビーム密度を大きくする旨の技術を示したが、カテーテル先端の近傍で超音波ビームを収束（フォーカス）させて、カテーテル先端の近傍の空間分解能を向上させてもよい。また、カテーテル先端の近傍で、ボリュームレンダリングを行う際のレイの密度を大きく設定することなども可能である。

本発明に係る超音波画像形成システムの全体構成を示すブロック図である。プローブ、カテーテルおよびこれらに取り付けられた磁気センサの位置関係を示す模式図である。磁気センサの座標系と超音波ビーム走査座標系を説明するための図である。磁気センサ座標系の原点と超音波ビーム走査座標系の原点との間のオフセットを説明するための図である。磁気センサ座標系と超音波ビーム走査座標系との間の方向のオフセットを説明するための図である。超音波ビーム走査座標系についての直交座標系と極座標系との対応関係を説明するための図である。ビーム密度を変化させた超音波ビームの走査を説明するための図である。走査密度を変化させる場合の超音波ビームの形成位置を示す模式図である。超音波ビーム密度を制御する際に利用されるテーブルを示す図である。超音波ビームのビーム制御部周辺のブロック図である。超音波ビームの高密度領域の設定例を示す図である。カテーテル先端を基準とした密度勾配を説明するための図である。スキャンコンバートで参照されるテーブルを説明するための図である。本実施形態の超音波画像形成システムの画像形成処理動作を説明するための図である。カテーテル先端の移動に応じてリアルタイムに高密度走査領域を移動させる手法を示す概念図である。カテーテル先端の移動に応じて領域ごとに高密度走査領域を移動させる手法を示す概念図である。

符号の説明

１０プローブ、１２送信部、１４受信部、１６三次元画像作成部、１８任意断面作成部、２０システム制御部、２４表示処理部、３０磁場発生部、３２，３４磁気センサ、３６磁気センサ制御部。

Claims

被検体に挿入された挿入体の画像を被検体の画像上に表示させる超音波画像形成システムであって、
挿入体を含む空間内に超音波を送受波するプローブと、
前記プローブを介して得られるエコー信号に基づいて超音波画像を形成する画像形成手段と、
前記プローブに取り付けられた第一磁気センサと、
前記挿入体に取り付けられた第二磁気センサと、
前記第一磁気センサと第二磁気センサの各々から得られる座標情報に基づいて前記プローブを基準とした座標系における前記挿入体の座標情報を取得する座標情報取得手段と、
を有し、
前記挿入体の座標情報に基づいて超音波の送受波制御を行うことにより、前記挿入体の画像を被検体の画像上に明示させた超音波画像を形成する、
ことを特徴とする超音波画像形成システム。
請求項１に記載の超音波画像形成システムにおいて、
前記挿入体の座標情報から得られる、前記プローブを基準とした座標系における挿入体の位置情報に基づいて、挿入体とその近傍領域からなる高密度走査領域内において超音波ビームを高密度に走査させることにより、当該高密度走査領域内における空間分解能が高い超音波画像を形成する、
ことを特徴とする超音波画像形成システム。
請求項２に記載の超音波画像形成システムにおいて、
前記位置情報に基づいて確認される挿入体の移動に応じて前記高密度走査領域を移動させることにより前記挿入体の動きに前記高密度走査領域を追従させる、
ことを特徴とする超音波画像形成システム。
被検体に挿入された挿入体の画像を被検体の画像上に表示させる超音波画像形成システムであって、
挿入体を含む空間内に超音波を送受波するプローブと、
前記プローブを介して得られるエコー信号に基づいて超音波画像を形成する画像形成手段と、
前記プローブに取り付けられた第一磁気センサと、
前記挿入体に取り付けられた第二磁気センサと、
前記第一磁気センサと第二磁気センサの各々から得られる座標情報に基づいて前記プローブを基準とした座標系における前記挿入体の座標情報を取得する座標情報取得手段と、
を有し、
前記挿入体の座標情報に基づいて、挿入体に対応した画像を前記超音波画像上に形成することにより、前記挿入体の画像を被検体の画像上に明示させた表示画像を形成する、
ことを特徴とする超音波画像形成システム。
請求項４に記載の超音波画像形成システムにおいて、
前記挿入体の座標情報から得られる、前記プローブを基準とした座標系における挿入体の位置情報に基づいて、前記超音波画像上の挿入体に対応した位置に、前記挿入体に対応した画像としてマーカを形成する、
ことを特徴とする超音波画像形成システム。
被検体に挿入されたカテーテルを含む空間内に超音波を送受波するプローブと、
前記プローブを制御する送受信制御部と、
前記プローブに取り付けられた第一磁気センサと、
前記カテーテルに取り付けられた第二磁気センサと、
を有し、
前記第一磁気センサと第二磁気センサの各々から得られる座標情報に基づいて前記プローブを基準とした座標系で前記カテーテルの位置を特定し、特定されたカテーテルの位置に応じて超音波ビームの走査密度を制御する、
ことを特徴とする超音波画像形成システム。
請求項６に記載の超音波画像形成システムにおいて、
前記カテーテルの位置に対応するフレームアドレスおよびラインアドレスを求めることにより、超音波ビームを特定するフレームアドレスおよびラインアドレスに基づいて、前記カテーテルの位置とその近傍領域からなる高密度走査領域を設定する、
ことを特徴とする超音波画像形成システム。