JP5369005B2 - 超音波診断装置 - Google Patents

Description

本発明は、周期的に運動する対象組織の表示画像を形成する超音波診断装置に関する。

心臓などの運動を伴う組織の三次元超音波画像を形成する超音波診断装置が知られている。例えば、三次元空間内において超音波ビームをスキャン（走査）して三次元空間内からエコーデータを収集し、収集したエコーデータに基づいて三次元超音波画像を形成してリアルタイム表示する技術が知られている。但し、リアルタイム表示の場合には、スキャンレートとビーム密度とビーム範囲が互いにトレードオフの関係になるという原理的な制約がある。

三次元超音波画像のリアルタイム表示における原理的な制約を回避するための技術も提案されている。例えば、特許文献１には、心電信号などに同期させて三次元空間内において走査面を少しずつ移動させながら、走査面の各位置において複数の時相に亘って複数の断層画像データを収集し、収集された複数の断層画像データを並べ替えて再構築して三次元画像データを形成する技術（再構築処理）が記載されている。この技術は、直接的に心電信号を得ることが困難な胎児などに適用することが難しい。

また、特許文献２には、心電信号に換えて、ある時間間隔ごとにスキャンして再構築する技術が記載されている。しかし、この技術では、データ収集中における心臓などの周期が一定と仮定しており、そのため、例えば心臓の周期が一定ではない場合に、再構築後の画像における心臓の形態が実際のものから歪められて信頼性が低くなる可能性がある。

特許第３５３７５９４号公報 特開２００５−７４２２５号公報

上述した背景技術に鑑み、本願の発明者は、再構築処理により超音波画像を形成する技術について研究開発を重ねてきた。特に、胎児の心臓などのように運動の周期が不安定な対象組織についての超音波画像を形成する技術に注目した。

本発明は、その研究開発の過程において成されたものであり、その目的は、運動の周期が不安定な対象組織についての表示画像の信頼性を高めることにある。

上記目的にかなう好適な超音波診断装置は、周期的に運動する対象組織を含む三次元空間内で超音波を送受するプローブと、前記プローブを制御することにより、対象組織に関する運動の複数の周期に亘って走査面を移動させつつ三次元空間内で複数の走査面を形成する送受信制御部と、各走査面に含まれる代表ビームから前記複数の走査面に亘って収集される複数時相のビームデータを記憶する代表ビーム記憶部と、前記複数時相のビームデータに基づいて、時相間におけるビームデータの変化を反映させた特徴量を算出する特徴量演算部と、前記特徴量の時間的変化に基づいて、前記複数の走査面に対応した複数の画像の中から複数の基準画像を探索する基準画像探索部と、前記複数の基準画像の各々を分割の単位とすることにより前記複数の画像を複数の画像群に分割し、複数の画像群の各々から互いに周期的に対応した複数の画像を抽出する画像再構成部と、互いに周期的に対応した複数の画像に基づいて対象組織の表示画像を形成する表示画像形成部と、を有することを特徴とする。

上記構成では、複数の走査面に亘って複数時相のビームデータが収集され、複数時相のビームデータから得られる特徴量の時間的変化に基づいて複数の基準画像が探索される。そのため、例えば、対象組織に関する運動の周期が変動する場合においても、その変動に応じて複数の基準画像を探索することができ、運動の周期が不安定な対象組織についての表示画像の信頼性を高めることが可能になる。

望ましい具体例において、前記特徴量演算部は、前記特徴量として、各時相ごとにビームデータに関する相互差分値を算出し、前記基準画像探索部は、複数時相に亘って得られた相互差分値の時間的変化に基づいて前記複数の基準画像を探索することを特徴とする。

望ましい具体例において、前記基準画像探索部は、前記複数の走査面に対応した複数の画像の中から前記対象組織に関する運動の仮想周期に対応した間隔で複数の基準画像を探索する、ことを特徴とする。

望ましい具体例において、前記基準画像探索部は、複数時相に亘って得られた相互差分値のうちの最大の相互差分値に対応した時相の画像を代表基準画像とし、その代表基準画像を起点として、極大の相互差分値に対応した複数時相の画像の中から、前記仮想周期だけ離れた位置に最も近い画像を次々に探索し、前記複数の基準画像とする、ことを特徴とする。

望ましい具体例において、前記仮想周期は、複数時相に亘って得られた相互差分値に基づいて決定される、ことを特徴とする。

望ましい具体例において、前記仮想周期は、複数時相に亘って得られた相互差分値の極大値に対応した時相の間隔に基づいて決定される、ことを特徴とする。

望ましい具体例において、前記代表ビームは、各走査面の中心に位置する中心ビームである、ことを特徴とする。

本発明により、運動の周期が不安定な対象組織についての表示画像の信頼性を高めることが可能になる。

本発明に係る超音波診断装置の好適な実施形態を示すブロック図である。 本実施形態における三次元的な走査を説明するための図である。 中心ビームを利用して得られる断面差分値の変化を示す図である。 中心ビームを利用して得られる相互差分値の変化を示す図である。 基準画像の探索を説明するための図である。 再構築処理部による処理を説明するための図である。 再構築処理部による別の好適な処理を説明するための図である。

以下に本発明の好適な実施形態を説明する。

図１は、本発明の実施において好適な超音波診断装置の全体構成を示す図である。プローブ１０は、対象組織を含む三次元空間内において超音波を送受する。プローブ１０は、各々が超音波を送受する複数の振動素子を備えており、複数の振動素子がビームフォーマ１２によって送信制御されて送信ビームが形成される。また、複数の振動素子が対象組織から反射された超音波を受波し、これにより得られた信号がビームフォーマ１２へ出力され、ビームフォーマ１２が受信ビームを形成する。

本実施形態のプローブ１０は、超音波ビーム（送信ビームと受信ビーム）を三次元空間内において走査して立体的にエコーデータを収集する３Ｄプローブである。例えば、一次元的に配列された複数の振動素子（１Ｄアレイ振動子）によって電子的に形成される走査面を機械的に動かすことにより超音波ビームが三次元的に走査される。また、二次元的に配列された複数の振動素子（２Ｄアレイ振動子）を電子的に制御して超音波ビームを三次元的に走査してもよい。

ビームフォーマ１２は、プローブ１０が備える複数の振動素子の各々に対応した送信信号を供給することにより超音波の送信ビームを形成する。また、ビームフォーマ１２は、プローブ１０が備える複数の振動素子の各々から得られる受信信号に対して整相加算処理などを施すことにより超音波の受信ビームを形成し、受信ビームに沿って得られるエコーデータを出力する。本実施形態において、対象組織は、周期的に運動する組織であり、例えば胎児の心臓などである。

図２は、本実施形態における三次元的な走査を説明するための図である。図２において対象組織を含む三次元空間はＸＹＺ直交座標系で表現されている。本実施形態では、例えばＸＹ平面に対してほぼ平行となるように走査面Ｓが形成され、その走査面ＳをＺ軸方向にゆっくりと移動させつつ、Ｚ軸方向に沿って複数の走査面Ｓが形成される。走査面Ｓは胎児の心臓などの周期的な運動に関する複数の周期に亘って、例えば約８秒で約２０心拍を含む期間に亘って、Ｚ軸方向にゆっくりと移動する。

図２には、各走査面Ｓに含まれる中心ビームＢが図示されている。中心ビームＢは、各走査面Ｓを構成する複数のビームのうちの中心に位置するビームである。

図１に戻り、胎児の心拍の複数の周期に亘ってＺ軸方向に沿って複数の走査面が形成されると、各走査面ごとに断層画像データが収集され、複数の走査面に対応した複数の断層画像データが次々に前メモリ１４に記憶される。

また、複数の断層画像データの収集と並行して、複数の走査面の各々に含まれる中心ビーム（図２の中心ビームＢ）に沿って得られるビームデータが次々に中心ビームメモリ１５に記憶される。つまり、中心ビームメモリ１５には、複数の走査面に関する複数の中心ビームから収集された複数時相に亘るビームデータが記憶される。例えば、複数の中心ビームから収集された複数のエコーデータが記憶される。なお、ビームデータとして、ドプラデータ、ティッシュドプラデータ、エコートラッキングデータ、カラードプラデータ、パワーフローデータ、ｅフローデータなどが中心ビームメモリ１５に記憶されてもよい。

エラー判定部１６は、中心ビームメモリ１５に記憶された複数時相に亘るビームデータから得られる時相間の差分量に基づいて、前メモリ１４に記憶された複数の断層画像データが良好か否かを判定する。例えば、胎児や母体やプローブの動きにより画像内で胎児の心臓が大きく動いてしまい、良好な画像が得られない可能性がある。そこで、エラー判定部１６は、診断のための良好な画像が得られるか否かを判定する。その判定にあたって、エラー判定部１６は、次式で定義される断面差分値を利用する。

数１式におけるｘ，ｙ，ｚは、ＸＹＺ直交座標系（図２）における各軸上の座標値であり、ｐは各走査面（断層画像）内の各座標に対応したビームデータ（例えばエコーデータ）である。なお、エラー判定部１６が利用する複数時相のビームデータは、各走査面を構成する複数のビームのうちの中心に位置するビームのデータである。そのため、数１式におけるｘは走査面の中心に対応した座標値ｘ_ｃに固定される。数１式によりＺ軸方向に隣接する２つの断層画像間の差分値が算出される。

図３は、中心ビームを利用して得られる断面差分値の変化を示す図であり、図３の横軸は、各断層画像の位置を示している。つまり、図３の横軸は、各走査面の位置と各走査面が得られた時間に対応しており、図２のＺ軸（時間の経過に伴う位置の変化方向）に対応している。

胎児の心臓が大きく移動してしまうことが無ければ、隣接する断層画像は互いに似たものとなり、数１式により得られる差分値は比較的小さくなる。一方、例えば胎児自身の動き、母体の呼吸動作、プローブの位置の大きなずれなどがあると、断層画像内において胎児の心臓が大きく動いてしまい、隣接する断層画像間の差分値が比較的大きくなる。そこで、エラー判定部１６は、断面差分値が所定の閾値を超えた場合に、画像内において心臓が大きくずれてしまったと判断する。

図１に戻り、エラー判定部１６により心臓が大きくずれてしまったと判断されると、制御部４０は、例えば、ビームフォーマ１２などを制御して、断層画像データの収集を中止させる。なお、制御部４０は、図１内の各部を集中的に制御しており、例えば、エラー判定部１６によりエラーであると判断された場合に、エラーである旨を示す表示や警告などを表示部３０に表示させてもよい。エラー判定部１６によりエラーの判定が成されなければ、前メモリ１４に記憶された複数の断層画像データに基づいて、後述する処理が実行される。

相互差分演算部２２は、中心ビームメモリ１５に記憶された複数時相のビームデータに基づいて、時相間におけるビームデータの変化を反映させた特徴量を算出する。相互差分演算部２２は、特徴量として、次式で定義される相互差分値を算出する。

数２式おけるｘ，ｙ，ｚは、図２のＸＹＺ直交座標系における各軸上の座標値であり、ｐは各走査面（断層画像）内の各座標に対応したビームデータ（例えばエコーデータ）である。なお、相互差分演算部２２が利用する複数時相のビームデータは、各走査面を構成する複数のビームのうちの中心に位置するビームのデータである。そのため、数２式におけるｘは、走査面の中心に対応した座標値ｘ_ｃに固定される。

数２式においては、Ｚ軸方向に隣接する２つの断層画像間の２つの画素値（エコーデータ）の差分に対して、一方の画素値が乗算されている。これにより、心臓が収縮する場合に比べて心臓が拡張する場合に相互差分値が比較的大きな値となり、単純な差分値では識別が難しい拡張と収縮を相互差分値により識別することが可能になる。

例えば、ある断層画像データｚ内において、画素ｐ（ｘ_ｃ，ｙ，ｚ）が心臓内壁の近傍の心筋であると仮定し、その画素値をｐ（ｘ_ｃ，ｙ，ｚ）＝１００とする。心臓が拡張して心腔が大きくなると、断層画像データｚに続いて得られる断層画像データｚ＋１内において画素ｐ（ｘ_ｃ，ｙ，ｚ＋１）が心腔の画素となる。心筋に比べて心腔の画素値は小さいためその画素値をｐ（ｘ_ｃ，ｙ，ｚ＋１）＝１０とする。この例において、数２式の右辺の絶対値を算出すると１００×（１００−１０）＝９０００となる。心臓が拡張する場合には、心臓内壁の周辺において、心筋から心腔に変化する画素が多く発生するため、数２式の相互差分値の値が比較的大きくなる。

一方、心臓が収縮する場合には、上記の例とは反対の現象が発生する。つまり、心臓が収縮して心腔が小さくなるため、心腔に対応した画素ｐ（ｘ_ｃ，ｙ，ｚ）＝１０から、心筋に対応した画素ｐ（ｘ_ｃ，ｙ，ｚ＋１）＝１００に変化する。この例において、数２式の右辺の絶対値を算出すると｜１０×（１０−１００）｜＝９００となり、拡張の場合における値９０００よりも小さくなる。そのため、拡張と収縮を相互差分値により識別することが可能になる。

図４は、中心ビームを利用して得られる相互差分値の変化を示す図である。図４の横軸は、各断層画像の位置（各走査面の位置と時間）を示しており、図２のＺ軸（時間の経過に伴う位置の変化方向）に対応している。数２式を利用してＺ軸上の各位置（ｚ）において相互差分値が算出されると心臓が拡張する場合に相互差分値が比較的大きな値となる。そこで、相互差分演算部２２は、相互差分値のピーク値（極大値）を検出し、隣接するピーク値の間隔を心臓の周期（心拍の周期）と判断し、対象組織の運動に関する仮の周期となる仮想周期を設定する。

但し、例えば胎児の心臓は、心拍の周期が変動する場合があり、心拍の周期が変動するとピーク値の間隔も変動する。そこで、相互差分演算部２２は、例えば、ピーク値の間隔のうちの代表的な（例えば２番目に大きな）間隔を仮想周期に設定する。なお、ピーク値の間隔の平均値を仮想周期としてもよいし、ピーク値の間隔のヒストグラムから得られる最多頻度の値や重心値などを仮想周期としてもよい。

また、予め設定された複数の値の中からユーザまたは装置が仮想周期を選択するようにしてもよいし、ユーザが仮想周期の値を入力するようにしてもよい。仮想周期として、超音波診断装置の計測結果（例えばＭモード計測の結果）に基づいて得られる値が利用されてもよいし、常に固定値が利用されてもよい。

仮想周期が設定されると、図１の基準画像探索部２４は、複数の断層画像データの中から、仮想周期を利用して、複数の基準画像を探索する。

図５は、基準画像の探索を説明するための図である。図５（Ａ）〜（Ｃ）の各々には、中心ビームを利用して得られた相互差分値の変化（図４参照）が図示されている。基準画像探索部２４は、まず、複数の断層画像の中から代表となる基準画像（代表基準画像）を探索する。基準画像探索部２４は、図５（Ａ）に示すように、相互差分値が最大となる位置に対応した断層画像データを代表基準画像（代表基準断面）とする。そして、基準画像探索部２４は、代表基準画像を起点として、極大の相互差分値に対応した複数の断層画像の中から、仮想周期だけ離れた位置に最も近い断層画像を次々に探索する。

まず、図５（Ａ）に示すように、代表基準画像からＺ軸方向の正方向と負方向に仮想周期（ＶＨＲ）だけ離れた位置に最も近い断層画像が探索されて基準画像とされる。次に、基準画像探索部２４は、図５（Ｂ）に示すように、探索された基準画像から仮想周期（ＶＨＲ）だけ離れた位置に最も近い断層画像を探索して新たな基準画像とする。図５（Ｂ）において、破線の矢印が複数の基準画像（基準断面）の位置を示している。

基準画像探索部２４は、代表基準画像を起点として次々に複数の基準画像を探索する。こうして、極大の相互差分値に対応した複数の断層画像の中から、図５（Ｃ）に示すように複数の基準画像が探索される。図５（Ｃ）において、破線の矢印が複数の基準画像（基準断面）の位置を示している。

図１に戻り、複数の基準画像が探索されると、再構築処理部２０は、複数の基準画像の各々を分割の単位とすることにより、複数の断層画像をいくつかの画像群に分割する。そして、再構築処理部２０は、複数の画像群の各々から互いに周期的に対応した複数の断層画像を抽出することにより再構築処理を実現する。再構築処理部２０は、前メモリ１４に記憶された複数の断層画像データを再構築して後メモリ２６に記憶する。

図６は、再構築処理部２０による処理を説明するための図であり、図６には、前メモリ１４に記憶されるデータと後メモリ２６に記憶されるデータの対応関係が示されている。図６において、「断層画像Ｚｎ（ｎ＝１，２，３，・・・，６０）」は、Ｚ軸（図２参照）上における座標Ｚｎの位置の断層画像データを意味している。

前メモリ１４には、Ｚ軸方向に沿って次々に形成される複数の走査面に対応した複数の断層画像データが形成された順に記憶されている。つまり、前メモリ１４には、いくつかの断層画像に続いて、断層画像Ｚ１，断層画像Ｚ２，・・・，断層画像Ｚ６０，・・・の順に複数の断層画像データが記憶されている。

再構築処理部２０は、複数の基準画像の各々を分割の単位とすることにより、前メモリ１４に記憶された複数の断層画像データを複数の画像群に分割する。そして、複数の画像群の各々から、互いに周期的に対応した複数の断層画像データが抽出される。

図６において、断層画像Ｚ１，断層画像Ｚ１５，・・・，断層画像Ｚ５１が基準画像探索部２４により探索された複数の基準画像である。再構築処理部２０は、互いに周期的に対応した複数の断層画像データとして、まず、基準画像である断層画像Ｚ１，断層画像Ｚ１５，・・・，断層画像Ｚ５１を抽出する。そして、抽出された断層画像Ｚ１，断層画像Ｚ１５，・・・，断層画像Ｚ５１が一つのデータブロックとなって後メモリ２６内に記憶される。

次に、再構築処理部２０は、互いに周期的に対応した複数の断層画像データとして、複数の基準画像の各々に対してＺ軸方向の正方向に隣接する複数の断層画像を抽出する。つまり、断層画像Ｚ２，断層画像Ｚ１６，・・・，断層画像Ｚ５２が抽出され、これらが一つのデータブロックとなって後メモリ２６内に記憶される。

さらに、再構築処理部２０は、断層画像Ｚ２，断層画像Ｚ１６，・・・，断層画像Ｚ５２の各々に対してＺ軸方向の正方向に隣接する複数の断層画像を抽出する。こうして、複数の基準画像の各々を起点として、互いに周期的に対応した複数の断層画像のデータブロックが次々に抽出されて、後メモリ２６内に記憶される。

なお、上述した再構築処理によれば、前メモリ１４に記憶された複数の断層画像の中で再構築処理に利用されない断層画像がある。例えば、前メモリ１４の中の断層画像Ｚ１０と断層画像Ｚ１５の間の断層画像（Ｚ１１〜Ｚ１４）などが再構築処理に利用されない断層画像である。

また、上述した再構築処理では、再構築処理後の後メモリ２６内に、複数のデータブロックが形成される。例えば、断層画像Ｚ１，断層画像Ｚ１５，・・・，断層画像Ｚ５１が一つのデータブロックとなり、断層画像Ｚ２，断層画像Ｚ１６，・・・，断層画像Ｚ５２が次の一つのデータブロックとなる。再構築処理によって後メモリ２６内に形成されるデータブロックの個数は、基準画像に基づいて分割された複数の画像群のうちの、断層画像数が最も少ない画像群の断層画像数に対応している。例えば、図５（Ｃ）に示すように複数の基準画像が探索された場合においては、互いに隣り合う２つの基準画像の間隔が最も短い区間に対応した画像群の断層画像数と、図６に示す後メモリ２６内のデータブロックの個数が一致する。

そこで、例えば、図５（Ｃ）に示すように複数の基準画像が探索された後に、互いに隣り合う２つの基準画像の間隔が最も短い区間に対応した画像群の断層画像数ｅを確認し、それをデータブロック数ｅとし、再構築処理の結果としてデータブロック数がｅに達した時に再構築処理を終了させることにより、再構築処理の無駄を低減（望ましくは完全に除去）することが可能になる。

また、図６に示す例においては、基準画像に対応したデータブロックを複数のデータブロックの先頭としているが、基準画像に対応したデータブロックを中心として、複数のデータブロックを形成してもよい。

図７は、再構築処理部２０による別の好適な処理を説明するための図であり、図６と同様に、図７には、前メモリ１４に記憶されるデータと後メモリ２６に記憶されるデータの対応関係が示されている。

図７に示す例においても、再構築処理部２０は、複数の基準画像の各々を分割の単位とすることにより、前メモリ１４に記憶された複数の断層画像データを複数の画像群に分割する。その際、予め確認されるデータブロック数ｅを利用し、各基準画像の位置を中心として各基準画像からＺ軸の負方向へｅ／２枚の断層画像とＺ軸の正方向へｅ／２枚の断層画像とを一つの画像群とする。

例えば、図７に示す前メモリ１４内において、基準画像である断層画像Ｚ１５を中心として、Ｚ軸の負方向にあるｅ／２枚の断層画像Ｚ１４，断層画像Ｚ１３，・・・と、Ｚ軸の正方向にあるｅ／２枚の断層画像Ｚ１６，断層画像Ｚ１７，・・・と、により、断層画像Ｚ１５を中心としたｅ枚の断層画像からなる画像群が形成される。同様に、基準画像である断層画像Ｚ３２を中心としたｅ枚の断層画像からなる画像群が形成され、基準画像である断層画像Ｚ５１を中心としたｅ枚の断層画像からなる画像群が形成される。

そして、図７に示す例においても、複数の画像群の各々から、互いに周期的に対応した複数の断層画像データが抽出される。つまり、再構築処理部２０は、各画像群の各々から、まず、Ｚ軸上において最も小さい位置にある断層画像を抽出して一つのデータブロックとし、次に、Ｚ軸上において２番目に小さい位置にある断層画像を抽出して一つのデータブロックとする。この抽出処理をＺ軸上において最も小さい位置から順に最も大きい位置まで続けることにより、総数ｅ個のデータブロックが後メモリ２６内に形成される。

図７には、総数ｅ個のうちの３個のデータブロックが図示されている。つまり、各々が基準画像の一つ前にある断層画像Ｚ１４，断層画像３１，・・・，断層画像５０で構成されるデータブロックと、基準画像である断層画像Ｚ１５，断層画像３２，・・・，断層画像５１で構成されるデータブロックと、各々が基準画像の一つ後にある断層画像Ｚ１６，断層画像３３，・・・，断層画像５２で構成されるデータブロックが図示されている。

このように、図７の例においては、複数の基準画像の各々を中心として、互いに周期的に対応した複数の断層画像のデータブロックが次々に抽出されて、後メモリ２６内に記憶される。

なお、図７に示す例では、各基準画像の位置を中心として各基準画像からＺ軸の負方向へｅ／２枚の断層画像とＺ軸の正方向へｅ／２枚の断層画像とを一つの画像群としているが、各基準画像の位置を中心からずらして一つの画像群を形成してもよい。つまり、各基準画像に対してその前後に異なる枚数の断層画像を加えて一つの画像群を形成してもよい。この場合、後メモリ２６内において、基準画像に対応したデータブロックが全データブロックの中心からずれることになる。

図１に戻り、三次元画像形成部２８は、後メモリ２６に記憶された再構築後の複数の断層画像データに基づいて、胎児の心臓を立体的に映し出す三次元画像データを形成する。三次元画像形成部２８は、後メモリ２６に記憶された一つのデータブロックに基づいて各時相の三次元画像データを形成する。例えば、図６に示す後メモリ２６に記憶された断層画像Ｚ１，断層画像Ｚ１５，・・・，断層画像Ｚ５１に基づいて時相Ｔ１の三次元画像データが形成され、断層画像Ｚ２，断層画像Ｚ１６，・・・，断層画像Ｚ５２に基づいて時相Ｔ２の三次元画像データが形成される。または、図７に示す後メモリ２６に形成された総数ｅ個のデータブロックの各々に基づいて各時相の三次元画像データが形成されることにより、時相Ｔ１〜Ｔｅまでの三次元画像データが形成される。図７を利用して説明した再構築処理においては、心拍などの周期的な運動の時相的な基準となる基準画像に対応した三次元画像データが、時相Ｔ１〜Ｔｅまでの三次元画像データの中心に配置される。つまり、互いの時相関係が最も一致していると考えられる基準画像による三次元画像データを時相Ｔ１〜Ｔｅの中心に配置することが可能になる。

三次元画像形成部２８は、例えば、ボリュームレンダリング法や積算法や投影法などの各種の手法を適用して、各時相ごとに複数の時相に亘って三次元画像データを形成する。こうして、複数の時相に亘って形成された三次元画像データに対応した画像が表示部３０に表示され、擬似的にリアルタイムの三次元動画像が表示される。例えば、時相Ｔ１から最終時相Ｔｅまでの三次元画像データに対応した画像が繰り返し表示されてループ再生が実行されてもよい。

上述した実施形態によれば、心拍の周期が不安定な胎児の心臓などを診断対象とする場合においても、周期の変動に応じて適切な基準画像が探索されてデータブロックが再構成されるため、周期の変動に伴う画像の乱れなどが軽減されて（望ましくは完全に除去されて）信頼性の高い表示画像を得ることが可能になる。

以上、本発明の好適な実施形態を説明したが、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。本発明は、その本質を逸脱しない範囲で各種の変形形態を包含する。例えば、上述した実施形態においては、Ｚ軸方向に沿って走査面をゆっくりと移動させつつ複数の走査面を形成して三次元空間内からエコーデータを収集する低速スキャンを実行している。この低速スキャンの前に、往復約２秒程度で三次元空間内を試験的に高速スキャンさせて、プローブ位置指定の支援を行うようにしてもよい。

また、上述した実施形態では、代表ビームの一例として中心ビームを利用しているが、中心ビームとは異なる位置に代表ビームが設定されてもよい。例えば、対象組織の動きが比較的大きな位置に代表ビームが設定されてもよい。

１０ プローブ、１２ ビームフォーマ、１５ 中心ビームメモリ、１６ エラー判定部、２０ 再構築処理部、２２ 相互差分演算部、２４ 基準画像探索部、２８ 三次元画像形成部。

Claims (7)

1. 周期的に運動する対象組織を含む三次元空間内で超音波を送受するプローブと、
   前記プローブを制御することにより、対象組織に関する運動の複数の周期に亘って走査面を移動させつつ三次元空間内で複数の走査面を形成する送受信制御部と、
   各走査面に含まれる代表ビームから前記複数の走査面に亘って収集される複数時相のビームデータを記憶する代表ビーム記憶部と、
   前記複数時相のビームデータに基づいて、時相間におけるビームデータの変化を反映させた特徴量を算出する特徴量演算部と、
   前記特徴量の時間的変化に基づいて、前記複数の走査面に対応した複数の画像の中から複数の基準画像を探索する基準画像探索部と、
   前記複数の基準画像の各々を分割の単位とすることにより前記複数の画像を複数の画像群に分割し、複数の画像群の各々から互いに周期的に対応した複数の画像を抽出する画像再構成部と、
   互いに周期的に対応した複数の画像に基づいて対象組織の表示画像を形成する表示画像形成部と、
   を有する、
   ことを特徴とする超音波診断装置。
2. 請求項１に記載の超音波診断装置において、
   前記特徴量演算部は、前記特徴量として、２つの時相のビームデータの差分に、それら２つのうちの一方の時相のビームデータを乗算することにより、各時相ごとにビームデータに関する相互差分値を算出し、
   前記基準画像探索部は、複数時相に亘って得られた相互差分値の時間的変化に基づいて前記複数の基準画像を探索する、
   ことを特徴とする超音波診断装置。
3. 請求項２に記載の超音波診断装置において、
   前記基準画像探索部は、前記複数の走査面に対応した複数の画像の中から前記対象組織に関する運動の仮想周期に対応した間隔で複数の基準画像を探索する、
   ことを特徴とする超音波診断装置。
4. 請求項３に記載の超音波診断装置において、
   前記基準画像探索部は、複数時相に亘って得られた相互差分値のうちの最大の相互差分値に対応した時相の画像を代表基準画像とし、その代表基準画像を起点として、極大の相互差分値に対応した複数時相の画像の中から、前記仮想周期だけ離れた位置に最も近い画像を次々に探索し、前記複数の基準画像とする、
   ことを特徴とする超音波診断装置。
5. 請求項３または４に記載の超音波診断装置において、
   前記仮想周期は、複数時相に亘って得られた相互差分値に基づいて決定される、
   ことを特徴とする超音波診断装置。
6. 請求項５に記載の超音波診断装置において、
   前記仮想周期は、複数時相に亘って得られた相互差分値の極大値に対応した時相の間隔に基づいて決定される、
   ことを特徴とする超音波診断装置。
7. 請求項１から６のいずれか１項に記載の超音波診断装置において、
   前記代表ビームは、各走査面の中心に位置する中心ビームである、
   ことを特徴とする超音波診断装置。

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