JPH0765146A

JPH0765146A - 超音波診断装置

Info

Publication number: JPH0765146A
Application number: JP5209718A
Authority: JP
Inventors: Kunio Aoki; 邦夫青木
Original assignee: Toshiba Corp
Current assignee: Toshiba Corp
Priority date: 1993-08-24
Filing date: 1993-08-24
Publication date: 1995-03-10

Abstract

(57)【要約】【目的】小さな病変部でも描出でき、また病変部の微妙
な大きさ変化をも３次元的に描出できる、早期発見や経
過観察に好適な超音波診断装置を提供する。【構成】被検体Ｐの診断部位を超音波ビームで３次元的
に走査して当該診断部位の第１の３次元画像のデータを
得る画像データ取得手段（超音波探触子１０、電子スイ
ッチ回路１２、送受信部１３、１４、コントローラ１
５、３次元画像合成部１６）と、この第１の３次元画像
と過去の同一被検体の同一診断部位について得ていた第
２の３次元画像との形態上の差異を検出する差異検出手
段（データベース部１７、画像ずれ補正部１８、画素間
引き算部１９）と、この形態上の差異情報に基づく画像
を表示する表示手段（表示部２０）とを備えた。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【産業上の利用分野】この発明は、超音波診断装置に係
り、とくに病変部の３次元的な大きさの変化を観察する
場合に好適な超音波診断装置に関する。

【０００２】

【従来の技術】超音波診断装置は、患者に対して非侵襲
で検査できるので、近年の医療診断に不可欠なものとな
っている。

【０００３】この超音波診断装置は各種のモードで動作
させることができる。例えば、Ｂモード法では、超音波
探触子を移動或いは回転させながら超音波を送受信し、
この内の受信信号によってブラウン管を輝度変調して断
層像を得る。探触子の移動（走査）は手動操作によるも
ののほか、電子走査や高速機械走査も行われるようにな
っており、これによりリアルタイムの像表示ができる。

【０００４】上記電子走査法には、リニア走査、セクタ
走査、コンベックス走査などがある。リニア走査法は、
多数の振動子を走査方向に並列に配設し、電子スイッチ
でそれらの振動子を順次切り替えて作動させる。コンベ
ックス走査法では、多数の振動子が凸面上に配置される
が、動作方法は基本的にリニア走査法と同じである。こ
れに対し、セクタ走査法は遅延時間を電子的に制御して
配列振動子を駆動させ、送受信の超音波ビームの方向
（つまり、偏向角）を高速で切り換えることで実施され
る。

【０００５】一方、超音波探触子の振動子としてはセラ
ミック系の圧電体が一般に用いられる。配列型振動子と
生体との音響インピーダンスを整合させ、波数の少ない
超音波パルスを効率良く送受信させるために、振動子の
前面にはλ／４音響整合層が設けられる（λは超音波の
波長）。また、整合層と生体との間に超音波ビームを集
束させる音響レンズが通常用いられる。振動子の反対側
には背面負荷材が設けられ、これにより振動子の後方に
放射された不要な音波を吸収するとともに、支持台とし
て機能させている。

【０００６】超音波診断装置を用いた検査は、人体に障
害を与えず非侵襲で行えるほか、軟部組織の描出に優れ
ている、断面の実時間表示ができる、任意方向の断面像
が得られる、嚢胞性疾患に対して有用である、などの種
々の利点がある。これらの利点から肝癌のスクリーング
検査などにも用いられ、２センチを越える大きさの症例
においては高率で癌と診断可能になっている。

【０００７】

【発明が解決しようとする課題】しかしながら、上述し
た従来の技術にあっては、例えば腫瘤大きさが１ｃｍ以
下であるような早期肝癌の場合、正常肝組織と肝癌組織
との超音波像での差異が明確でない場合が多く、超音波
診断装置によるスクリーニングでの早期発見が難しいと
いう状況にある。また、肝癌との確診がつかない場合、
腫瘤の経過観察が行われるが、その経過観察を従来の超
音波診断装置で行っても、大きさの変化や像の変化を正
確に知ることが困難であった。

【０００８】この問題は肝癌検査のみならず、他の癌検
査についても同じである。一般に早期癌の場合、正常組
織と癌組織との超音波像での差異は明確でない。また経
過観察は病変部の大きさの変化を知ることが大切である
が、超音波像は断層像として得られることから、腫瘤を
３次元的な大きさの変化として捕らえることができず、
それが十分に適わないことも同様である。現状では多く
の場合、過去と現在の画像を写真で比較し、経過観察を
行っている。

【０００９】この発明は、上述した従来技術の問題に鑑
みてなされたもので、癌などの病変部が小さい場合で
も、病変部を３次元的に捕らえることができるととも
に、その３次元形態の微妙な変化を描出することができ
る超音波診断装置を提供することを、目的とする。

【００１０】

【課題を解決するための手段】上記目的を達成させるた
め、この発明に係る超音波診断装置は、被検体の診断部
位を超音波ビームで３次元的に走査して当該診断部位の
第１の３次元画像のデータを得る画像データ取得手段
と、この画像データ取得手段が得た第１の３次元画像と
過去の同一被検体の同一診断部位について得ていた第２
の３次元画像との形態上の差異を検出する差異検出手段
と、この差異検出手段が検出した形態上の差異情報に基
づく画像を表示する表示手段とを備えている。

【００１１】とくに、請求項２記載の発明では、前記差
異検出手段は、前記第１の３次元画像と第２の３次元画
像との画素同士の位置を合わせる位置合わせ手段と、こ
の位置合わせ手段により位置合わせされた両方の３次元
画像の画素値同士を引き算する減算手段とを有する。

【００１２】また、請求項３記載の発明では、前記位置
合わせ手段は、前記第１の３次元画像内に複数の位置合
せのためのポイントを設定する機構と、このポイントの
各々を囲む微小立方体を設定する機構と、この微小立方
体の各々を固定した状態で前記第２の３次元画像と上記
第１の３次元画像との相関係数を演算する機構と、その
相関係数が最大になるとき、上記ポイントの各々に対応
した座標位置を上記第２の３次元画像内に指定する機構
と、この指定された座標位置に基づいて上記第２の３次
元画像を幾何学的に変換する機構とを含む。

【００１３】さらに、請求項４記載の発明では、前記画
像データ取得手段は、複数の圧電振動子を２次元状に配
列させた超音波探触子と、上記複数の圧電振動子に個別
に接続された複数のスイッチング素子と、この複数のス
イッチング素子を走査位置に応じて切り換える切換制御
手段とを有する。

【００１４】さらに、請求項５記載の発明では、前記画
像データ取得手段は、複数の圧電振動子を２次元状に配
列させた超音波探触子と、上記複数の圧電振動子を走査
位置に応じた遅延時間パターンをもって駆動する駆動手
段とを有する。

【００１５】

【作用】被検体の診断部位が超音波ビームで３次元的に
走査されて当該診断部位の第１の３次元画像のデータが
得られる。この３次元画像は、例えば、複数の圧電振動
子を２次元状に配列させた超音波探触子を用い、複数の
圧電振動子に個別に接続された複数のスイッチング素子
を走査位置に応じて各々切り換えて得られる。

【００１６】第１の３次元画像と過去の同一被検体の同
一診断部位について得ていた第２の３次元画像との形態
上の差異が検出される。この差異検出は、第１の３次元
画像と第２の３次元画像との画素同士の位置を合わせた
上で、両方の３次元画像の画素値同士が引き算されてな
される。この引き算の結果、両方の第１、第２の３次元
画像の画素レベルでの違いのみが抽出され、その違いの
みを表す３次元画像として表示される。これにより、通
常の超音波断層像では正常組織と見分けが付かないよう
な小さい病変部を的確に描出できるし、また病変部の僅
かな大きさの変化も抽出できる。

【００１７】

【実施例】以下、この発明の一実施例を図１〜図８を参
照して説明する。

【００１８】図１に示す超音波診断装置は、被検体Ｐに
当接させて使用する超音波探触子１０を備え、この超音
波探触子１０が電子スイッチ回路１１及び遅延回路１２
を介して送信部１３及び受信部１４に接続されている。

【００１９】超音波探触子１０は図２に示すように、圧
電セラミックをトランスジューサとして形成された複数
の振動子１０ａ．．．１０ａが２次元状に配列された構
成を有し、振動子１０ａ．．．１０ａの各々が独立して
駆動可能になっている。ここで、２次元の超音波探触子
１０の横方向及び縦方向をＸ方向及びＹ方向とし、この
２次元配列に対する深さ（高さ）方向をＺ方向とする。

【００２０】電子スイッチ回路１１は、振動子１０
ａ．．．１０ａに１対１に対応した数のスイッチング素
子１１ａ．．．１１ａを有し、コントローラ１５からの
制御信号によって個別に切換可能になっている。スイッ
チング素子１１ａ．．．１１ａの各々は、振動子１０
ａ．．．１０ａを遅延回路１２に各別に接続している。
このため、コントローラ１５が電子スイッチ回路１１の
スイッチング素子１１ａ．．．１１ａを選択的にオン、
オフさせることで、超音波探触子１０の駆動状態にさせ
る振動子１０ａ．．．１０ａを指定でき、Ｘ方向及びＹ
方向の２次元面での走査が可能になっている。

【００２１】遅延回路１２は送信時及び受信時の超音波
ビームに、コントローラ１５から指令された遅延時間パ
ターンに基づく遅延時間を与えて整相加算を行い、Ｚ方
向における超音波ビームの焦点を変えるものである。

【００２２】送信部１３及び受信部１４はコントローラ
１５の指令下に置かれるもので、この内、送信部１３は
パルサを内蔵しており、レートパルスに応じた駆動パル
ス電圧を振動子１０ａ．．．１０ａに供給するようにな
っている。受信部１４は増幅器、検波回路などを有し、
超音波受信ビームに対応した電圧量の受信信号を遅延回
路１２を介して、整相加算信号として受け、３次元診断
領域のコントローラ１５が指定した焦点位置における超
音波エコー量を反映させた画像データ（画素値）を画素
毎に生成する。

【００２３】コントローラ１５は例えばマイクロコンピ
ュータを搭載して構成され、装置全体を監視下に置く一
方、所望のシーケンスに基づいて電子スイッチ回路１１
のスイッチング素子１１ａ．．．１１ａを制御するとと
もに、遅延回路１２の遅延時間パターンを制御する。

【００２４】ここで以上の送受信構成に係る３次元走査
の例を図３〜図５に基づき説明する。例えば同図に示す
ように９個の振動子１０ａ．．．１０ａで１画素のエコ
ーデータを生成するように、コントローラ１５が電子ス
イッチ回路１１のスイッチング素子１１ａ．．．１１ａ
を制御する。これにより、最初、図３における初期位置
Ｄ₀₀に在る振動子１０ａ．．．１０ａの組が駆動し、あ
る深さ（Ｚ方向の位置）に超音波ビームの焦点が絞ら
れ、エコー信号が収集される。これが終わると、スイッ
チング素子１１ａ．．．１１ａを順次切り換えて振動子
１０ａ．．．１０ａの組をＸ方向に１ピッチずつ移動さ
せて同様に収集する（図３の符号Ｄ₁₀，Ｄ₂₀…参照）。
これが終わると、スイッチング素子１１ａ．．．１１ａ
を切り換えることにより、振動子１０ａ．．．１０ａの
組をＹ方向に１ピッチずらした後（図３の符号Ｄ₀₁…参
照）、Ｘ方向に同様に走査する。以下、これをコントロ
ーラ１５からの制御信号に基づいて繰り返す。このよう
にしてＺ方向のある深さ位置における２次元の走査が済
むと、今度は遅延回路の遅延時間パターンを変えて、Ｚ
方向の別の深さ位置において２次元走査を同様に実施す
る。以上の２次元走査を深さ毎に繰り返すことにより３
次元走査が達成され、例えば図５に示すような肝臓ＬＶ
の３次元データが受信部１４から得られることになる。

【００２５】受信部１４の出力側には図１に示すよう
に、３次元画像合成部１６、データベース部１７、画像
ずれ補正部１８、画素間引き算部１９、及び表示部２０
が設けられている。この内、回路部１６〜１９は例えば
各々がＣＰＵ（中央演算装置）を有して構成されるが、
その全体を一つのＣＰＵで構成するようにすることもで
きる。

【００２６】３次元画像合成部１６は、受信部１４で生
成された画素毎の画像データを入力して所望の３次元診
断領域の３次元画像を合成する。合成された３次元画像
は直接、表示部２０に送られて表示されるとともに、デ
ータベース部１７に送られて保管され、さらに画像ずれ
補正部１８にも供給される。

【００２７】この実施例は同一患者の同一診断部位の超
音波象から経過観察などを行う診断を対象としており、
今回、過去の超音波象との画像比較のために生成された
第１の３次元画像を「画像Ａ」、その過去の第２の３次
元画像を「画像Ｂ」と称することにする。この内、画像
Ｂのデータは既にデータベース部１７に保管されてお
り、必要に応じて、過去の任意のデータを画像ずれ補正
部１８に読出し可能になっている。

【００２８】画像ずれ補正部１８は、データベース部１
７から過去の画像Ｂを読み出すとともに、３次元画像合
成部１６から今回の比較対象である画像Ａを読み出し
て、両者の画像間のずれを補正するようになっている。

【００２９】ここで、ずれ補正の具体的な手法を説明す
る。第１の手法では、画像Ａを固定して、画像ＢをＸ，
Ｙ，Ｚ方向に少しずつ移動させながら画像Ａ，Ｂ間の相
関係数を求める。そして、この相関係数が最大となる画
像Ｂの位置を求める。この位置で画像Ａ，Ｂの画素間の
位置合わせを行った状態とする手法である。

【００３０】第２の手法は、３次元画像内に仮定された
複数の位置合せのためのポイント（コントロールポイン
トという）を使うもので、画像Ａ内に複数のコントロー
ルポイントを３次元的に設定し、このコントロールポイ
ントが画像Ｂでどの点に対応するかを調べ、これを基に
して画像Ｂを幾何学変換する方法である。まず、図６
（ａ）に示す如く、画像Ａ内に複数のコントロールポイ
ントＡ₁，Ａ₂，Ａ₃…を３次元的に設定し（図７ステ
ップＳ１）、このコントロールポイントＡ₁，Ａ₂，Ａ
₃…の各々について図６（ｂ）に示す如く、微小な立方
体を想定する（図７ステップＳ２）。そして、この立方
体を固定しておき、画像Ｂをある範囲内でＸ，Ｙ，Ｚ方
向に少しずつ移動させながら、例えば画像Ａ，Ｂ間の立
方体についての相関係数を求める（図７ステップＳ
３）。この相関係数が最大となるとき、各コントロール
ポイントＡ₁（Ａ₂，Ａ₃…）に対応する画像Ｂにおけ
る点（座標）を決める（ステップＳ４，Ｓ５）。これに
より、図６（ａ）（ｃ）に示すように、画像Ａのコント
ロールポイントＡ₁，Ａ₂，Ａ₃…に対応する画像Ｂ内
の点Ｂ₁，Ｂ₂，Ｂ₃…が決まる。

【００３１】画像Ａに対するコントロールポイントは３
次元画像全体の領域をカバーするように設定され、この
コントロールポイント全部について上述した相関係数が
演算され、その相関係数が最大になるときの画像Ｂ内の
対応する点（座標）が決められる（図７ステップＳ
６）。画像Ｂにおいて、コントロールポイントに対応す
る点以外の点は、コントロールポイントに対応する点か
ら補間によって求める（図７ステップＳ７）。

【００３２】このようにして画像Ｂを形成する３次元領
域の位置毎の幾何学的歪みが分かり、この歪みに応じて
画像Ｂが幾何学的に変換され（図７ステップＳ８）、こ
れにより画像Ａ，Ｂ間の位置合わせが行われる。

【００３３】このように位置合わせが行われた画像Ａ，
Ｂの３次元データが画素間引き算部１９に送られる。画
素間引き算部１９は、画像Ａ，Ｂの対応する画素間同士
で、画素値を引き算するように構成されている。この引
き算により、画像Ａ，Ｂ間の差異を画素レベルで比較で
き、元の３次元画像Ｂには無かった病変部の画像データ
を得ることも可能になる。例えば、図８（ｂ）に示す過
去の正常時の腫瘤の無い肝臓ＬＶの画像Ｂに対して、今
回、同図（ａ）に示すように腫瘤ｘを含んだ同一部位の
画像Ａが得られたとする。この場合、画像Ａ，Ｂの画素
同士の引き算によって同図（ｃ）に示す如く腫瘤ｘのみ
の３次元画像データが得られる。

【００３４】上記引き算部１９はその引き算と同時に、
画像Ａと画像Ｂの画像全体の輝度補正（画素値レベルの
補正）をも行うようになっている。この補正は、引き算
の結果得られるかもしれない病変部を表示した際、画像
が見易くなるようにする目的で実施するもので、例えば
引き算をした結果として生成される画像の画素値の二乗
和が最小となるように、画像Ｂの各画素値を補正しなが
ら行われる。

【００３５】画像Ａ，Ｂの画素間の引き算結果は、表示
部２０に送られる。表示部２０は、Ｄ／Ａ変換器やモニ
タを有しており、引き算により生成された３次元画像を
表示する。この結果、表示部２０のモニタには、例えば
図８（ｃ）にように、肝臓に出来た腫瘤のみの画像が３
次元表示（例えば断面表示、ボクセル表示、サーフェイ
ス表示）される。なお、この表示は引き算結果の絶対値
を演算して表示してもよいが、過去には無くて現在在る
部分と、過去には在って現在無くなっている部分とを分
かり易くするため、引き算データに階調変換を施して表
示したり、疑似カラーを施して画像Ａ上に重ね表示する
ことにより、診断上の認識効果を高めることができる。

【００３６】今回得られた画像Ａはデータベース部１７
に格納され、その後の例えば経過観察に使用される。

【００３７】本実施例は以上の如く構成及び機能する。
これにより、現在と過去の同一患者、同一部位の画像
Ａ，Ｂを画素レベルで比較でき、過去の画像Ｂには無か
った、小さな腫瘤が今回診断した画像Ａで発見さたり、
仮に過去の画像Ｂに腫瘤が在った場合は、今回どれだけ
成長しているかが、モニタを目視するだけで確実に分か
る。

【００３８】このため、例えば腫瘤の大きさが１ｃｍ以
下である早期肝癌のような、正常肝組織と肝癌組織との
通常の超音波像での差異が明確でない場合でも、画素レ
ベルでの比較によって、その差異のみを的確に描出する
ことができ、病変部の早期発見が可能になるとともに、
病変部の微妙な形態変化をも確実に捕らえることができ
る。したがって、スクリーニングや経過観察に好適な超
音波診断装置を提供することができる。

【００３９】なお、上記実施例では超音波探触子の２次
元配列の振動子を電子スイッチ回路を介して切り換える
構成について説明したが、本発明の３次元画像データ取
得の構成は必ずしもそのようなものに限定されない。例
えば図９に示すように、複数の振動子１０ａ．．．１０
ａを２次元状に配列した超音波探触子１０と、振動子１
０ａ．．．１０ａに個別に接続された遅延回路３０
ａ．．．３０ａを有する遅延回路部３０とを設け、遅延
回路３０ａ．．．３０ａの遅延時間をコントローラから
の遅延制御信号で個別に電子制御し、Ｘ，Ｙ，Ｚ方向に
ついて３次元的にビーム焦点を移動させ、３次元走査を
行うこともできる。また、上述したように必ずしも２次
元の超音波探触子を用いる必要は無く、走査方向に振動
子を配列させた１次元の超音波探触子を用いることも可
能である。

【００４０】

【発明の効果】以上説明したように、本発明の超音波診
断装置は、被検体の診断部位を超音波ビームで３次元的
に走査して当該診断部位の第１の３次元画像のデータを
得るとともに、第１の３次元画像と過去の同一被検体の
同一診断部位について得ていた第２の３次元画像との形
態上の差異を検出し、この形態上の差異情報に基づく画
像を表示するようにしたため、従来、超音波断層像で正
常組織と見分けが付かなかったような小さな病変部であ
っても、過去の同一部位との差情報として３次元的に的
確に描出できるとともに、その病変部の大きさの僅かな
変化をも抽出できる。したがって、病変部の早期発見や
経過観察を良好に実施できる一方、オペレータは超音波
探触子を診断部位に当てるだけで済むから、操作労力が
増えることも無く、操作性にも優れた超音波診断装置を
提供できる。

【図面の簡単な説明】

【図１】この発明の一実施例に係る超音波診断装置の概
略構成を示すブロック図。

【図２】２次元の超音波探触子と電子スイッチ回路の接
続を示すブロック図。

【図３】超音波探触子による２次元走査の様子を説明す
る説明図。

【図４】超音波探触子による３次元走査の様子を説明す
る説明図。

【図５】３次元走査で得られる肝臓の３次元画像を示す
図。

【図６】（ａ）は今回得られた３次元画像Ａとそのコン
トロールポイントの模式図、（ｂ）はコントロールポイ
ントと微小立方体との関係を示す模式図、及び（ｃ）は
過去に得ていた３次元画像Ｂとコントロールポイントに
対応する点との模式図。

【図７】画像ずれ補正部で実施される、ずれ補正の手順
の一例を示す概略フローチャート。

【図８】（ａ）は今回得られた３次元画像Ａの模式図、
（ｂ）は過去に得ていた３次元画像Ｂの模式図、及び
（ｃ）は画像Ａ，Ｂの画素同士の引き算により生成され
た画像の模式図。

【図９】３次元走査の別の例を示す、２次元の超音波探
触子と遅延回路部のブロック図。

【符号の説明】

１０超音波探触子１０ａ振動子１１電子スイッチ回路１１スイッチング素子１２遅延回路１３送信部１４受信部１５コントローラ１６３次元画像合成部１７データベース部１８画像ずれ補正部１９画素間引き算部２０表示部３０遅延回路部

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】被検体の診断部位を超音波ビームで３次
元的に走査して当該診断部位の第１の３次元画像のデー
タを得る画像データ取得手段と、この画像データ取得手
段が得た第１の３次元画像と過去の同一被検体の同一診
断部位について得ていた第２の３次元画像との形態上の
差異を検出する差異検出手段と、この差異検出手段が検
出した形態上の差異情報に基づく画像を表示する表示手
段とを備えたことを特徴とする超音波診断装置。
【請求項２】前記差異検出手段は、前記第１の３次元
画像と第２の３次元画像との画素同士の位置を合わせる
位置合わせ手段と、この位置合わせ手段により位置合わ
せされた両方の３次元画像の画素値同士を引き算する減
算手段とを有する請求項１記載の超音波診断装置。
【請求項３】前記位置合わせ手段は、前記第１の３次
元画像内に複数の位置合せのためのポイントを設定する
機構と、このポイントの各々を囲む微小立方体を設定す
る機構と、この微小立方体の各々を固定した状態で前記
第２の３次元画像と上記第１の３次元画像との相関係数
を演算する機構と、その相関係数が最大になるとき、上
記ポイントの各々に対応した座標位置を上記第２の３次
元画像内に指定する機構と、この指定された座標位置に
基づいて上記第２の３次元画像を幾何学的に変換する機
構とを含む請求項２記載の超音波診断装置。
【請求項４】前記画像データ取得手段は、複数の圧電
振動子を２次元状に配列させた超音波探触子と、上記複
数の圧電振動子に個別に接続された複数のスイッチング
素子と、この複数のスイッチング素子を走査位置に応じ
て切り換える切換制御手段とを有する請求項１記載の超
音波診断装置。
【請求項５】前記画像データ取得手段は、複数の圧電
振動子を２次元状に配列させた超音波探触子と、上記複
数の圧電振動子を走査位置に応じた遅延時間パターンを
もって駆動する駆動手段とを有する請求項１記載の超音
波診断装置。