JPWO2016158467A1 - 音響波画像生成装置および方法 - Google Patents

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Abstract

針の視認性の良い画像を得ることができる音響波画像生成装置および方法を提供する。被検体に，第１の方向を中心とする強度分布をもつ超音波を送信すると，被検体から超音波エコーが戻ってくる。超音波エコーを表す超音波エコー・データが，仮想受信方向のライン（53）−（55）に沿って整相加算される。超音波（51）を送信する超音波振動子を更新していくと，複数の第１の超音波画像（71）−（73）が得られる。様々な角度の超音波画像（71）−（73）が得られるので，被検体に針が穿刺された場合，針の視認性の良い画像が得られる。

Description

この発明は，音響波画像生成装置および方法に関する。
体表用超音波装置による超音波ガイド下の麻酔や超音波内視鏡における穿刺吸引細胞診では，穿刺針を超音波画像に映しながら手技を行っているが，通常の超音波画像では，組織に対する針の視認性が悪いという問題点がある。視認性が悪くなる主な原因は，針表面での超音波の鏡面反射である。通常の超音波画像は，超音波プローブ表面の法線方向に送受信ビームを形成し，組織を画像化する。そのため，超音波プローブに対して平行な構造物からは，反射エコーが真っ直ぐ受信開口に帰ってくるため感度が最大になるが，構造物が超音波プローブから傾いている場合は，超音波エコーが受信開口から外れるため，感度が下がってしまう。穿刺は，通常超音波プローブ面から30度から40度程度傾いた角度で刺入するため，超音波エコーが受信開口からほとんど外れてしまい，針の視認が困難になる。
このために，組織の画像化とは別に，針に対して垂直となるように超音波プローブ面の法線から偏向した超音波を送信して画像化（ステア画像）を行い，組織画像と合成表示することで針の視認性を大きく向上させている（特許文献１）。超音波は針と垂直であることが望ましく，手技によってユーザが角度を選択できる。また，受信信号の位相情報から穿刺針の像を生成するもの（特許文献２），穿刺針の位置情報から穿刺針と直交する面を求めて，穿刺対象と針との画像を表示するもの（特許文献３），２つの超音波データから画像処理で穿刺画像を生成し，組織画像と重ねて表示するもの（特許文献４）などもある。
特開2014-100556号公報 特開2009-254780号公報 特開2007-226号公報 特開2014-10056号公報
しかしながら，実際の手技で針の刺入角度と超音波の送信角度とを厳密に合わせることは難しく，わずかな角度のずれによって針の視認性が低下する問題がある。針を見失ってしまった場合には，ユーザが超音波プローブ角度や位置の微調整を穿刺中に行わなければならず，また，逆に，手ぶれや患者の動きによって針を見失ってしまう恐れもある。
この発明は，針の視認性の良い画像を得ることを目的とする。
この発明による音響波画像生成装置は，被検体に音響波を送信し，被検体からの音響波エコーを受信して音響波エコー信号を出力する複数の音響波振動子を有する音響波プローブと，複数の音響波振動子を更新しながら，複数の音響波振動子から第１の方向を中心とする強度分布を有する音響波を，音響波振動子から送信させる送信制御手段と，複数の音響波振動子からそれぞれ出力される複数の音響波エコー信号を第１の音響波エコー・データにディジタル変換するアナログ／ディジタル変換回路と，複数の仮想受信方向を設定する仮想受信方向設定手段と，アナログ／ディジタル変換回路において変換された第１の音響波エコー・データを複数の仮想受信方向のラインに沿って整相加算を行うことにより，複数の第１の音響波画像を生成する第１の音響波画像生成手段とを備えていることを特徴とする。
この発明は，音響波画像生成方法も提供している。すなわち，この方法は，送信制御手段が，被検体に音響波を送信し，被検体からの音響波エコーを受信して音響波エコー信号を出力する複数の音響波振動子を有する音響波プローブの複数の音響波振動子を更新しながら，複数の音響波振動子から第１の方向を中心とする強度分布を有する音響波を，音響波振動子から送信させ，アナログ／ディジタル変換回路が，複数の音響波振動子からそれぞれ出力される複数の音響波エコー信号を第１の音響波エコー・データにディジタル変換し，仮想受信方向設定手段が，複数の仮想受信方向を設定し，第１の音響波画像生成手段が，アナログ／ディジタル変換回路において変換された第１の音響波エコー・データを複数の仮想受信方向のラインに沿って整相加算を行うことにより，複数の第１の音響波画像を生成するものである。
複数の第１の音響波画像より針画像を生成する針画像生成手段を更に備えてもよい。
針画像生成手段は，複数の第１の音響波画像のそれぞれに対して針らしさの評価値を算出し，算出された評価値のもっとも大きい第１の音響波画像を針画像として選択するものでもよい。
複数の第１の音響波画像のそれぞれから針の存在する領域を検出する第１の針領域検出手段を更に備えてもよい。この場合，針画像生成手段は，たとえば，第１の針領域検出手段にて検出された領域に対して針らしさの評価値を算出し，算出された評価値のもっとも大きい第１の音響波画像を針画像として選択する。
針画像生成手段は，複数の第１の音響波画像を用いて新たな針画像を生成するものでもよい。
複数の第１の音響波画像を座標変換して位置あわせする座標変換手段を更に備えてもよい。
送信制御手段は，更に，複数の音響波振動子を更新しながら複数の音響波振動子から第２の方向を中心とする強度分布を有する音響波を，音響波振動子から送信させ，アナログ／ディジタル変換回路は，第２の方向を中心とする強度分布を有する音響波が送信されたことにより複数の音響波振動子からそれぞれ出力される複数の音響波エコー信号を，第２の音響波エコー・データにディジタル変換し，第２の音響波エコー・データを第２の方向のラインに沿って整相加算を行うことにより，第２の音響波画像を生成する第２の音響波画像生成手段と，第２の音響波画像と針画像とを合成する第１の合成手段とを備えてもよい。
送信制御手段は，たとえば，第２の方向を中心とする強度分布を有する音響波を送信する音響波振動子の数よりも第１の方向を中心とする強度分布を有する音響波を送信する音響波振動子の数を多くして音響波を送信させるものでもよい。
第１の合成手段は，たとえば，針画像生成手段によって生成された針画像と，第２の音響波画像生成手段により生成された第２の音響波画像とを所定の重み付けにて合成する。
仮想受信方向設定手段にて設定された複数の仮想受信方向のラインで定まる範囲内に，第１の方向のラインが含まれるものでもよい。
仮想受信方向設定手段にて設定された複数の仮想受信方向のラインの１つは，第１の方向のラインと一致するものでもよい。
第２の方向は，たとえば，複数の音響波振動子からそれぞれ垂直となる方向であり，第１の方向は，たとえば，複数の音響波振動子からそれぞれ垂直となる方向から斜め方向である。
第１の方向は，たとえば，複数の音響波振動子からそれぞれ垂直となる方向であり，複数の第１の音響波画像のうち，複数の音響波振動子からそれぞれ垂直となる方向のラインに沿って整相加算して生成された第３の音響波画像と，針画像とを合成する第２の合成手段を更に備えてもよい。
この発明によると，音響波プローブの複数の音響波振動子から第１の方向を中心とする強度分布を有する音響波が，音響波振動子から送信させられる。すると，音響波振動子から出力される音響波エコー信号がディジタル変換され，第１の音響波エコー・データが得られる。複数の仮想受信方向が設定され，第１の音響波エコー・データが，複数の仮想受信方向のラインに沿って整相加算されることにより，複数の第１の音響波画像が生成される。複数の第１の音響波画像は，第１の音響波エコー・データが複数の仮想受信方向のラインに沿って整相加算されることにより生成されるものであるから，被検体に穿刺した場合，穿刺した針と仮想受信方向との角度が異なる様々な第１の音響波画像が得られる。複数の第１の音響波画像の中には，針の視認性の良い第１の音響波画像が含まれるようになる。
超音波診断装置の電気的構成を示すブロック図である。 超音波が送信される様子を示す。 超音波エコー信号の一例である。 超音波および超音波エコーの伝播距離を示している。 超音波および超音波エコーの伝播距離を示している。 超音波エコー・データの時間差補正を示している。 超音波エコー・データの加算を示している。 超音波が送信される様子を示す。 超音波エコー信号の一例である。 超音波エコー・データの時間差補正を示している。 整相加算を示している。 超音波が送信される様子を示す。 超音波エコー信号の一例である。 超音波エコー・データの時間差補正を示している。 整相加算を示している。 複数の第１の超音波画像が生成される様子を示す。 第１の超音波画像の一例である。 第１の超音波画像の一例である。 第１の超音波画像の一例である。 超音波診断装置の処理手順を示すフローチャートである。 針画像生成処理手順を示すフローチャートである。 針画像生成処理手順を示すフローチャートである。 針画像生成処理手順を示すフローチャートである。 針画像が合成される様子を示す。 超音波診断装置の処理手順を示すフローチャートである。 第２の超音波画像の生成の処理手順を示すフローチャートである。 第２の超音波画像と針画像との合成処理手順を示すフローチャートである。 第２の超音波画像と針画像とが合成される様子を示す。 第２の超音波画像と針画像との合成処理手順を示すフローチャートである。 第２の超音波画像と針画像との合成処理手順を示すフローチャートである。 仮想受信方向を示している。 超音波診断装置の処理手順を示すフローチャートである。 超音波が送信される様子を示す。 第１の超音波画像の一例である。 第１の超音波画像の一例である。 第１の超音波画像の一例である。 超音波振動子から超音波が送信される方向を示している。 超音波振動子から超音波が送信される様子を示す。 超音波エコー信号を示す。 超音波振動子から超音波が送信される様子を示す。 超音波エコー信号を示す。 超音波振動子から超音波が送信される様子を示す。 超音波エコー信号を示す。 複数の第１の超音波画像が生成される様子を示す。 第１の超音波画像の一例である。 第１の超音波画像の一例である。 第１の超音波画像の一例である。 超音波振動子から超音波が送信される方向を示している。 超音波振動子から超音波が送信される様子を示す。 超音波エコー信号を示す。 超音波振動子から超音波が送信される様子を示す。 超音波エコー信号を示す。 超音波振動子から超音波が送信される様子を示す。 超音波エコー信号を示す。 複数の第１の超音波画像が生成される様子を示す。 第１の超音波画像の一例である。 第１の超音波画像の一例である。 第１の超音波画像の一例である。
この実施例においては，音響波として超音波が用いられるが，超音波に限定されるものではなく，被検対象，測定条件などに応じて適切な周波数が選択されれば，可聴周波数の音響波を用いるようにしてもよい。
図１は，この発明の実施例を示すもので超音波診断装置（音響波画像生成装置）の電気的構成を示すブロック図である。
超音波診断装置１の全体の動作は，制御装置２によって統括される。
制御装置２には，超音波診断装置１を操作する医師によって操作される操作装置３および所定のデータ等が格納される格納装置４が接続されている。
超音波診断装置１には，超音波プローブ６（音響波プローブ）が含まれている。超音波プローブ６は，被検体に超音波（音響波）を送信し，被検体からの超音波エコー（音響波エコー）を受信して超音波エコー信号（音響波エコー信号）を出力する複数の超音波振動子を有している。
制御装置２から出力される制御信号は送信装置５に与えられる。すると，送信装置５から超音波プローブ６の超音波振動子に電気パルスが与えられる。超音波振動子によって電気パルスが超音波に変換され，被検体の体内を伝播し，超音波エコーが超音波プローブ６に戻る。
超音波エコーは，超音波振動子において電気信号（超音波エコー信号）に変換される。
図２Ａは，超音波プローブ６に含まれる超音波振動子20−32のうち，超音波振動子21−27から超音波51が出力されている様子を示している。
超音波振動子21−27から超音波51が送信されたものとする。超音波振動子21−27からは，超音波51を送信する超音波振動子21−27の中央の超音波振動子24から第１の方向を中心とする強度分布を有する超音波51が送信装置５（送信制御手段）によって送信させられる。第１の方向は，図２Ａに示す場合では，中央の超音波振動子24から集束位置41に向かう方向である。第１の方向のライン53上の集束位置41に集束するように，超音波51が超音波振動子21−27から送信される。超音波51は集束位置41に集束しても，集束位置41を越えると広がる。
第１の方向のライン53上に，観測対象位置40（被検体の中での媒質が変わる場所など）が存在すると，超音波51が観測対象位置40に照射され，観測対象位置40から超音波エコー52が発生する。超音波エコー52は，超音波振動子21−27において受信される。
図２Ｂは，超音波エコー52を受信した超音波振動子21−27から出力される超音波エコー信号61−67を示している。横軸は超音波振動子の位置を示し，縦軸は超音波振動子から超音波51が出力された時間ｔｂからの経過時間を示している。
超音波振動子21−27の位置に応じて，超音波51および超音波エコー52の伝播距離に差が生じるために，超音波振動子21−27から出力される超音波エコー信号61−67の出力タイミングも超音波振動子ごとに異なる。図２Ａに示す例では，超音波振動子21−27から送信される超音波51と観測対象位置40から超音波振動子21−27までの超音波エコー52の伝播距離は，超音波振動子27，26，25，24，23，22および21の順に短くなっている。このために，超音波振動子27から最初に超音波エコー信号67が出力される。超音波振動子27からの超音波エコー信号67の出力後，超音波振動子26，25，24，23，22および21の順に超音波エコー信号66，65，64，63，62および61が出力する。
超音波エコー信号66，65，64，63，62および61の出力時間差は，超音波振動子21−27の位置に起因するものである。その時間差を解消して，超音波エコー信号66，65，64，63，62および61を，超音波振動子24においてのみ受信したように，超音波振動子24から出力された超音波エコー信号64に加算（整相加算）することにより，超音波振動子24と観測対象位置40との間を結ぶ走査線を表す画像データ（超音波画像の一つの走査線を表す画像データ）が得られる。このように，仮想受信方向｛仮想受信方向とは，観測対象位置40から，一つの超音波振動子でのみ超音波エコーを受信すると仮想した場合の超音波振動子（図２Ａの場合超音波振動子24）の方向。図２Ａの場合は，第１の方向のライン53と同じラインの方向が仮想受信方向となる。｝のラインに沿って整相加算が行われることにより，超音波画像の一つの走査線を表す画像データが生成される。
整相加算を行うには，時間差を算出する必要があるが，超音波51を送信する超音波振動子21−27は，集束位置41に集束するように超音波51の送信時間が位置に応じてずらされている。このために，超音波51を送信する超音波振動子21−27の中心の超音波振動子24から観測対象位置40までの超音波51の伝播距離と観測対象位置40から超音波振動子21−27のそれぞれまでの伝播距離との合計の伝播距離を算出し，それらの合計の伝播距離の差から時間差が算出される。
図３は，超音波振動子24から見て観測対象位置40が集束位置41よりも遠い位置にある場合に，超音波振動子24から送信された超音波51の伝播距離と観測対象位置40からの超音波エコー52が超音波振動子27に入力するまでの伝播距離との合計の伝播距離を算出する方法の一例を示している。
超音波振動子21−27などが配列されている一方向をＸ方向，一方向に対して垂直となる方向をＺ方向とする。超音波振動子20−32などにおける超音波振動子間の間隔をＬｅとする。観測対象位置40から最も近い超音波振動子（この場合超音波振動子28）の座標を（Ｘ，Ｚ）＝（０，０），集束位置41の座標を（Ｘ，Ｚ）＝（−２Ｌｅ，df），観測対象位置40の座標を（Ｘ，Ｚ）＝（０，ｚ１）とする。
超音波振動子24から送信された超音波51が集束位置41を経て観測対象位置40に至るまでの伝播距離Ｌta１は，Ｌta１＝√｛（４Ｌｅ）２＋（ｚ１）２｝となる。また，観測対象位置40から反射する超音波エコー52が観測対象位置40から超音波振動子27に戻るまでの伝播距離Ｌra１は，Ｌra１＝√｛Ｌｅ２＋（ｚ１）２｝となる。超音波51の伝播距離Ｌta１と超音波エコー52の伝播距離Ｌra１とを合わせた伝播距離Ｌua１は，Ｌua１＝Ｌta１＋Ｌra１＝√｛（４Ｌｅ）２＋（ｚ１）２｝＋√｛Ｌｅ２＋（ｚ１）２｝となる。このようにして得られた伝播距離Ｌua１が音速（被検体内での音速）で除されることにより，超音波振動子24から超音波51が送信されてから，超音波エコー52が超音波振動子27において受信されるまでの時間が得られる。
同様にして，超音波振動子24から超音波51が送信されてから，超音波エコー52が超音波振動子21，22，23，24，25および26のそれぞれにおいて受信されるまでの時間が得られる。このようにして得られた時間から，超音波振動子21−27から出力される超音波エコー信号61−67の出力時間差が算出される。
図４は，図３とは異なり，超音波振動子24から見て観測対象位置40が集束位置41よりも近い位置にある場合に，超音波振動子24から送信された超音波51の伝播距離と観測対象位置40からの超音波エコー52が超音波振動子27に入力するまでの伝播距離との合計の伝播距離を算出する方法の一例を示している。
超音波振動子21−27などが配列されている一方向をＸ方向，一方向に対して垂直となる方向をＺ方向とする。超音波振動子20−32などにおける超音波振動子間の間隔をＬｅとする。観測対象位置40から最も近い超音波振動子（この場合超音波振動子25）の座標を（Ｘ，Ｚ）＝（０，０），集束位置41の座標を（Ｘ，Ｚ）＝（Ｌｅ，df），観測対象位置40の座標を（Ｘ，Ｚ）＝（０，ｚ２）とする。
超音波振動子24から送信された超音波51が観測対象位置40に至るまでの伝播距離Ｌta２は，Ｌta２＝√｛（ｚ２）２＋（Ｌｅ）２｝となる。また，観測対象位置40から反射する超音波エコー52が観測対象位置40から超音波振動子27に入力するまでの伝播距離Ｌra２は，Ｌra２＝√｛（ｚ２）２＋（２Ｌｅ）２｝となる。超音波51の伝播距離Ｌta２と超音波エコー52の伝播距離Ｌra２とを合わせた伝播距離Ｌua２は，Ｌua２＝Ｌta２＋Ｌra２＝√｛（Ｌｅ）２＋（ｚ２）２｝＋√｛（ｚ２）２＋（２Ｌｅ）２｝となる。このようにして得られた伝播距離Ｌua２が音速（被検体内での音速）で除されることにより，超音波振動子24から超音波51が送信されてから，超音波エコー52が超音波振動子27において受信されるまでの時間が得られる。
同様にして，超音波振動子24から超音波51が送信されてから，超音波エコー52が超音波振動子21，22，23，24，25および26のそれぞれにおいて受信されるまでの時間が得られる。このようにして得られた時間から，超音波振動子21−27から出力される超音波エコー信号61−67の出力時間差が算出される。
図３および図４においては，超音波51を送信する超音波振動子21−27の中心の超音波振動子24の送信方向に観測対象位置40が存在する場合（超音波振動子24と集束位置41と観測対象位置40とが同一線上にある場合）であるが，超音波51を送信する超音波振動子21−27の中心の超音波振動子24の送信方向に観測対象位置40が存在しない場合も同様にして出力時間差が算出される。
図１に戻って，複数の超音波振動子21−27から出力される超音波エコー信号61−67は，受信装置７において増幅され，Ａ／Ｄ（アナログ／ディジタル）変換回路８に入力する。Ａ／Ｄ変換回路８において，複数の超音波振動子21−27からそれぞれ出力される複数の超音波エコー信号61−67が，第１の超音波エコー・データ61ａ−67ａにディジタル変換される。第１の超音波エコー・データ61ａ−67ａは，超音波エコー・データ記憶装置９に与えられ，一時的に記憶される。
第１の超音波エコー・データ61ａ−67ａは，第１の超音波エコー・データ記憶装置９から読み出され，整相加算装置11において，次のように出力時間差が補正される。
図５は，第１の超音波エコー・データ61ａ−67ａの出力時間差が補正される様子を示している。
第１の超音波エコー・データ61ａ−67ａの出力時間差が算出されると，第１の超音波エコー・データ61ａ−67ａは，第１の超音波エコー・データ61ａ−67ａのうち，最初に出力される超音波エコー・データ（この場合，超音波エコー・データ67ａ）の出力時間に合わせられる。
出力時間補正された第１の超音波エコー・データ61ａ−67ａは，つづいて整相加算装置11において次のように加算が行われる。
図６は，出力時間差が補正された第１の超音波エコー・データ61ａ−67ａが加算される様子を示している。
出力時間差が補正された第１の超音波エコー・データ61ａ−67ａは，加算されることにより超音波振動子21−27の中央の超音波振動子24から出力された超音波エコー信号64がディジタル変換された超音波エコー・データ64ａに重ね合わせられる。これらの出力時間補正および第１の超音波エコー・データの加算が整相加算装置11における整相加算となる。これにより，第１の方向のライン53に沿って整相加算が行われることとなる。
整相加算された第１の超音波エコー・データ61ａ−67ａは，ＤＳＣ（ディジタル・スキャン・コンバータ）13に入力する。ＤＳＣ13において，第１の方向のライン53の第１の超音波画像を表す画像データが生成される。第１の超音波画像の１ラインの方向を仮想受信方向という。この場合は，第１の方向のライン53と仮想受信方向のラインとは同じであるが，異なってもよい。仮想受信方向は，操作装置３（仮想受信方向設定手段）によって設定される。
図７Ａを参照して，図２Ａに示したものと同様に，超音波振動子21−27から超音波51が送信された場合に，観測対象位置40が超音波振動子27から最も近い位置に存在した場合にも，観測対象位置40から超音波エコー52が発生し，超音波振動子21−27から超音波エコー信号61−67が出力される。
図７Ｂは，超音波振動子21−27から出力される超音波エコー信号61−67の一例である。
超音波51および超音波エコー52の伝播距離の差によって，超音波振動子21−27から出力される超音波エコー信号61−67の出力タイミングが異なる。超音波振動子27，26，25，24，23，22および21の順で，超音波エコー信号67，66，65，64，63，62および61が出力される。
超音波エコー信号61−67は，Ａ／Ｄ変換回路８において第１の超音波エコー・データ61ａ−67ａに変換されて，超音波エコー・データ記憶装置９に与えられる。超音波エコー・データ記憶装置９から第１の超音波エコー・データ61ａ−67ａが読み取られ，整相加算装置11に与えられる。整相加算装置11において，整相加算が行われる。
図８は，第１の超音波エコー・データ61ａ−67ａが出力時間補正される様子を示している。
整相加算装置11において，第１の超音波エコー・データ61ａ−67ａが出力時間補正されて，超音波エコー・データ67ａの出力タイミングに合わせられる。
出力時間補正された第１の超音波エコー・データ61ａ−67ａは，次のようにして加算される。
図９は，第１の超音波エコー・データ61ａ−67ａが加算される様子を示している。
この場合，出力時間補正された第１の超音波エコー・データ61ａ−67ａは，加算されることにより超音波振動子25からの超音波51にもとづいて得られる超音波エコー・データ65ａに重畳させられる。第１の超音波エコー・データ61ａ−67ａが仮想受信方向のライン54に沿って整相加算されることとなる。
整相加算された第１の超音波エコー・データ61ａ−67ａも，ＤＳＣ13に入力する。ＤＳＣ13において，図７Ａの仮想受信方向のライン54の第１の超音波画像を表す画像データが生成される。
図10Ａを参照して，図２Ａに示したものと同様に，超音波振動子21−27から超音波51が送信された場合に，観測対象位置40が超音波振動子29から最も近い位置に存在した場合にも，観測対象位置40から超音波エコー52が発生し，超音波振動子21−27から超音波エコー信号61−67が出力される。
図10Ｂは，超音波振動子21−27から出力される超音波エコー信号61−67の一例である。
超音波51および超音波エコー52の伝播距離の差によって，超音波振動子21−27から出力される超音波エコー信号61−67の出力タイミングが異なる。超音波振動子27，26，25，24，23，22および21の順で，超音波エコー信号67，66，65，64，63，62および61が出力される。
超音波エコー信号61−67もＡ／Ｄ変換回路８において第１の超音波エコー・データ61ａ−67ａに変換されて，超音波エコー・データ記憶装置９に与えられる。超音波エコー・データ記憶装置９から第１の超音波エコー・データ61ａ−67ａが読み取られ，整相加算装置11に与えられる。整相加算装置11において，出力時間補正が行われる。
図11は，超音波エコー・データ61ａ−67ａが出力時間補正される様子を示している。
整相加算装置11において，超音波エコー・データ61ａ−67ａが出力時間補正されて，超音波エコー・データ67ａの出力タイミングに合わせられる。
出力時間補正された第１の超音波エコー・データ61ａ−67ａは，整相加算装置11において加算される。
図12は，第１の超音波エコー・データ61ａ−67ａが加算される様子を示している。
この場合，出力時間補正された第１の超音波エコー・データ61ａ−67ａは，加算されることにより超音波振動子23からの超音波51にもとづいて得られる超音波エコー・データ63ａに重畳させられる（整相加算）。第１の超音波エコー・データ61ａ−67ａが仮想受信方向のライン55に沿って整相加算されることとなる。
整相加算された第１の超音波エコー・データ61ａ−67ａも，ＤＳＣ13に入力する。ＤＳＣ13において，図10Ａにおいて仮想受信方向のライン55の第１の超音波画像を表す画像データが生成される。
図13は，複数の第１の超音波画像が生成される様子を示している。図13において送信開口は，超音波振動子21−27のように同時に超音波を送信する超音波振動子の数によって定まる大きさである。
図13を参照して，図２Ａから図12を参照して説明した処理が，複数の超音波振動子から構成される超音波振動子群20Ａのうち，超音波51を送信する超音波振動子を一方向に更新しながら繰り返される。超音波振動子を更新しながら超音波を送信するとは，超音波を送信する超音波振動子を変えていきながら，超音波を送信することをいう。
すると，ＤＳＣ13において，通常のテレビジョン信号の走査方式に従う画像データにラスタ変換され，仮想受信方向のライン54をもつ第１の超音波画像71，仮想受信方向のライン53をもつ第１の超音波画像72および仮想受信方向のライン55をもつ第１の超音波画像73の複数の第１の超音波画像71，72および73が生成される。このようにして，第１の超音波エコー・データ61ａ−67ａを複数の仮想受信方向のライン53，54および55に沿って整相加算を行うことにより複数の第１の超音波画像71，72および73が生成される。
図14Ａ，図14Ｂおよび図14Ｃは，被検体に穿刺が行われていた場合に得られる複数の第１の超音波画像71，72および73の一例である。
図14Ａ，図14Ｂおよび図14Ｃのそれぞれに示すように，第１の超音波画像71，72および73のそれぞれには，針の部分71Ａ，72Ａおよび73Ａがそれぞれ映っている。
第１の超音波画像71，72および73は，仮想受信方向が異なるから，針（この場合，針の各部分が観測対象位置40に相当する）からの超音波エコー52が超音波振動子21−27などに入力する角度も異なる。これにより，針の部分71Ａ，72Ａおよび73Ａの見易さも異なる。この実施例では，複数の第１の超音波画像71，72および73を利用して見やすい針画像を得ることができる。
図15は，超音波診断装置１の処理手順を示すフローチャートである。
医師などのユーザは，操作装置３（仮想受信方向設定手段）を用いて複数の仮想受信方向を設定する（ステップ81）。仮想受信方向は，ライン53，54および55で定まる方向である。つづいて，超音波51を送信する複数の超音波振動子を更新しながら，第１の方向のライン54を中心とする強度分布を有する超音波51を送信装置５（送信制御手段）によって超音波振動子21−27などから送信させる（ステップ82）。被検体からの超音波エコー52が超音波振動子21−27などによって受信され，超音波振動子21−27などから超音波エコー信号が出力させられる（ステップ83）。
複数の超音波振動子21−27などから出力される複数の超音波エコー信号が，Ａ／Ｄ変換回路８において第１の超音波エコー・データにディジタル変換される（ステップ84）。整相加算装置11において複数の仮想受信方向のライン53，54および55に沿って整相加算が行われる（ステップ85）。整相加算された第１の超音波エコー・データがＤＳＣ13に入力し，複数の第１の超音波画像71，72および73が生成される（ステップ86）。整相加算装置11およびＤＳＣ13が第１の音響波画像生成手段となる。
被検体に穿刺されている場合には，このようにして生成された複数の第１の超音波画像より制御装置２（または画像作成装置14）を用いて針画像が生成される（ステップ87）（針画像生成手段）。
図16は，針画像生成の処理（図15ステップ87の処理）の一例を示すフローチャートである。
複数の第１の超音波画像71，72および73のそれぞれにおいて針の部分71Ａ，72Ａおよび73Ａの領域が特定されると，領域内における穿刺針の針らしさの評価値が制御装置２において算出される（ステップ91）。格納装置４には，針に関する情報（針の太さ，材質など）が格納されており，針らしさの評価値は，格納装置４に格納されている穿刺針についての情報を参照して算出される。たとえば，格納装置４に格納されている針の太さに近い太さを有しているか，直線性を有しているかなどにより針らしさの評価値が算出される。このようにして算出された針らしさの評価値のうち，最も大きい評価値をもつ針画像を含む第１の超音波画像が，制御装置２（針画像生成手段）によって針画像として選択される（ステップ92）。たとえば，図14Ｂに示す針の部分72Ａの針らしさの評価値がもっとも大きいと判定されると，第１の超音波画像72が針画像として選択される。
図17は，針画像生成の処理（図15ステップ87の処理）の他の一例を示すフローチャートである。
複数の第１の超音波画像71，72および73のそれぞれから，針の部分71Ａ，72Ａおよび73Ａが存在するであろう針領域を検出する処理が行われる（ステップ101）。詳細に説明すると、格納装置４には，穿刺針の太さ，材質など針に関する情報が格納されている。この針に関する情報を利用して，生成された第１の超音波画像71，72および73から針の特徴点が抽出される。たとえば，エッジ抽出フィルタを適用し、ＣＦＡＲ（一定誤警報率：Constant False Alarm Rate）処理等を行い、閾値処理を行ってエッジ画像データを作成して、エッジ画像データから針の候補点を特徴点として抽出する。針は、表面がなめらかで超音波の散乱が起こりにくいため、第１の超音波画像71，72および73においては途切れ途切れで表示される。従って、針が存在する第１の超音波画像71，72および73に対して閾値処理を行えば、途切れ途切れとなった針の一部を表す点が抽出できる。抽出された針候補点の分布にもとづき，針および針の延長線を表す線分若しくは直線（針候補線）を生成する。生成した針候補線を含む領域を，針が存在する領域として制御装置２によって特定する。このように，複数の第１の超音波画像71，72および73のそれぞれから針の存在する領域が制御装置２（第１の針領域検出手段）によって検出される（ステップ101）。
このようにして検出された針の存在する領域に対して，複数の第１の超音波画像71，72および73のそれぞれについて針らしさの評価値が制御装置２（針らしさ評価値算出手段）によって算出される（ステップ102）。第１の超音波画像71，72および73のうち，算出された評価値のもっとも大きい第１の超音波画像が針画像として制御装置２（針画像選択手段）によって選択される（ステップ103）。
図18は，新たな針画像生成の具体的な処理（図15ステップ87の処理）の一例を示すフローチャートである。
複数の第１の超音波画像71，72および73のそれぞれから針の存在する領域が検出される（ステップ121）。検出された針の存在する領域の各領域において最大輝度の画素が画像作成装置14において合成されて新たな針画像が生成される（ステップ122）。
図19は，新たな針画像が生成される様子を示している。
第１の超音波画像71，72および73のそれぞれから針の存在する領域71Ｂ，72Ｂおよび73Ｂが検出されたものとする。針の存在する領域71Ｂ，72Ｂおよび73Ｂは，制御装置２において，互いに同一部分が一致するように座標変換が行われており，それぞれの針の存在する領域71Ｂ，72Ｂおよび73Ｂにおける画素Ｐ１，Ｐ２およびＰ３の座標位置は，針の存在する領域71Ｂ，72Ｂおよび73Ｂのそれぞれで対応しているものとする。たとえば，画素Ｐ１で表される部分の輝度は，針の存在する領域71Ｂ内の画素Ｐ１が最も大きいとすると，針の存在する領域71Ｂ内の画素Ｐ１を用いて合成された針画像75が生成される。同様に，画素Ｐ２で表される部分の輝度が最も大きいとすると，針の存在する領域72Ｂ内の画素Ｐ２を用いて合成された針画像75が生成され，画素Ｐ３で表される部分の輝度が最も大きいとすると，針の存在する領域73Ｂ内の画素Ｐ３を用いて合成された針画像75が生成される。その他の画素についても同様であり，同一部分を表す画素については，最も輝度の高い画素を用いて針画像75が画像作成装置14において生成される。
同一部分を表す画素について，針の存在する領域71Ｂ，72Ｂおよび73Ｂのうち，最も高い輝度の高い画素を用いて合成された針画像75を生成しているが，針の存在する領域71Ｂ，72Ｂおよび73Ｂのうち同一部分を表す３つの画素の輝度の中間の輝度をもつ画素を用いて針画像75を生成するようにしてもよい。また，針の存在する領域71Ｂ，72Ｂおよび73Ｂのうち同一部分を表す３つの画素の平均値を用いて針画像75を生成するようにしてもよい。
図20は，超音波診断装置１の処理手順の一部を示すフローチャートである。図20に示すフローチャートは，図15に示すフローチャートに対応するもので，図20においては図15においてステップ81から85の処理が省略されている。図15のステップ81から85の処理につづいて，図20に示すステップ86の処理が行われる。
図15に示すステップ81から85の処理が行われることにより，複数の第１の超音波画像71，72および73が生成される（ステップ86）。生成された複数の第１の超音波画像71，72および73が，制御装置２（座標変換手段）において座標変換されて，互いに同一の形状となるように位置合わせが行われる（ステップ131）。複数の第１の超音波画像71，72および73のうち，いずれかの形状と同一となるように位置合わせが行われてもよいし，複数の第１の超音波画像71，72および73のすべてが同一の矩形となるように位置合わせが行われてもよい。位置合わせが行われた複数の第１の超音波画像71，72および73より，針画像が生成される（ステップ132）。位置合わせが行われることにより，針らしさの評価値を算出する場合に，同じ形状で評価値が算出されるので，より正確に行うことができる。また，針画像の生成もより正確にできる。
図21は，超音波診断装置１の処理手順を示すフローチャートである。図21に示す処理手順は，第２の超音波画像を生成するものである。複数の第１の超音波画像71−73は，主として針画像を得るためのものであるが，第２の超音波画像は，被検体内の組織の画像を得るためのものである。
送信装置５（送信制御手段）によって，複数の超音波振動子を更新しながら，第２の方向を中心とする強度分布を有する超音波が超音波振動子から送信させられる（ステップ141）。被検体からの超音波エコーが超音波振動子において受信され，超音波振動子から超音波エコー信号が出力される（ステップ142）。超音波エコー信号は，Ａ／Ｄ変換回路８において第２の超音波エコー・データにディジタル変換される（ステップ143）。
第２の超音波エコー・データが整相加算装置11において第２の方向のラインに沿って整相加算が行われる。整相加算が行われた超音波エコー・データがＤＳＣ13に与えられることにより，ＤＳＣ13において，第２の超音波画像が生成される（ステップ144）。整相加算装置11とＤＳＣ13とが第２の超音波画像生成手段となる。このようにして第２の超音波画像が生成されると，生成された第２の超音波画像と，生成された針画像とが画像作成装置14（第１の合成手段）において合成させられる（ステップ145）。
図22は，第２の超音波画像と針画像との合成処理（図21ステップ145の処理）手順を示すフローチャートである。図23は，第２の超音波画像と針画像との合成処理の様子を示している。
たとえば，複数の第１の超音波画像71−73の中から第１の超音波画像73が針画像として選択されたものとする。他の第１の超音波画像71または72が選択された場合も同様であるし，合成により新たな針画像が生成された場合も同様である。針画像とされた第１の超音波画像73が制御装置２において座標変換され（ステップ151），座標変換された第１の超音波画像73Ｃが得られる。座標変換された第１の超音波画像73Ｃから，制御装置２によって針の特徴点の抽出および針候補線の生成が行われ，生成された針候補線を含む領域が，制御装置２において針の存在する領域73Ｂとして制御装置２（第２の針領域検出手段）によって検出される（ステップ152）。さらに，座標変換された第１の超音波画像73Ｃから，針の存在する領域73Ｂが抽出される（ステップ153）。
また，図23に示すように，第２の超音波画像160が得られているものとする。第２の超音波画像160には，病巣とみられる組織の画像161が現れている。
第２の超音波画像160を順に走査していき，針の存在する領域73Ｂに対応する以外の部分では（ステップ154でＮＯ），第２の超音波画像160が表示装置17に表示されるように，表示制御装置16が制御装置２によって制御させられる。これにより，針の存在する領域73Ｂ以外の部分では，第２の超音波画像160が表示される。針の存在する領域73Ｂに対応する部分では（ステップ154でＹＥＳ），針の存在する領域73Ｂの画像が表示装置17に表示されるように表示制御装置16が制御装置２によって制御させられる。
このようにして，被検体の組織の画像161と針の存在する領域73Ｂの画像とが合成された画像160Ａが表示装置17に表示される。医師は，合成された画像160Ａを見ながら組織に穿刺し，組織を針で採取する。
画像作成装置14から出力された画像データは画像メモリ15にも与えられ，画像メモリ15に，合成された画像160Ａを表わす画像データが記憶される。画像メモリ15に記憶された画像データが表示制御装置16に与えられることにより，合成された画像160Ａが表示装置17の表示画面に表示される。
図24は，第２の超音波画像と針画像との合成処理（図21ステップ145の処理）の他の一例を示すフローチャートである。
複数の第１の超音波画像71−73の中から第１の超音波画像73が針画像として選択された場合を一例とするが，他の第１の超音波画像71または72が選択された場合も同様であるし，合成により新たな針画像が生成された場合も同様である。針画像として選択された第１の超音波画像73が，第２の超音波画像160と座標が一致するように制御装置２において座標変換が行われる（ステップ171）。また，座標変換された第１の超音波画像73Ｃから針の存在する領域73Ｂが制御装置２（第２の針領域検出手段）によって検出される（ステップ172）。座標変換後の第１の超音波画像73Ｃと第２の超音波画像160とが合成されるが，この合成において，針の存在する領域73Ｂの境界から外側への距離が遠くなるほど針画像として選択された第１の超音波画像73の画像のレベルが小さくなり，かつ第２の超音波画像160の画像のレベルが大きくなるような重みづけで，第２の超音波画像160と針画像として選択された第１の超音波画像73とが画像作成装置14において合成させられる（ステップ173）。このようにして，針の存在する領域73Ｂの境界からの距離に応じて重みづけを変えて，第２の超音波画像160と針画像として選択された第１の超音波画像73とが合成させられる。
図25は，第２の超音波画像と針画像との合成処理（図21ステップ145の処理）のさらに他の一例を示すフローチャートである。
複数の第１の超音波画像71−73の中から第１の超音波画像73が針画像として選択されたものとする。他の第１の超音波画像71または72が選択された場合も同様であるし，合成により新たな針画像が生成された場合も同様である。針画像として選択された第１の超音波画像73が座標変換される（ステップ171）。また，座標変換された第１の超音波画像73Ｃから針部分の輝度値が検出される（ステップ172Ａ）。第２の超音波画像160と座標変換された第１の超音波画像73Ｃとの合成において，針部分の輝度値が高い画素ほど，針画像として選択された第１の超音波画像73の重み付けを大きくされる（ステップ174）。
制御装置２（第１の合成手段）によって，針画像（たとえば，第１の超音波画像73）と第２の超音波画像160とを所定の重み付けにて合成することができる。
また，第２の超音波画像160を生成する場合に行われる第２の方向を中心とする強度分布を有する超音波51を送信する超音波振動子の数よりも，複数の第１の超音波画像71−73を生成する場合に行われる第１の方向を中心とする強度分布を有する超音波51を送信する超音波振動子の数を多くして超音波を送信させるようにしてもよい。第２の超音波画像160を生成する場合に超音波を送信する超音波振動子の数が少なくなることにより，超音波振動子が受信してしまうノイズを少なくでき，高画質の第２の超音波画像が得られるようになるからである。
図26は，仮想受信方向のラインを示している。
仮想受信方向のライン55，53および54は，超音波エコー・データの整相加算を行う基準となるものであり，操作装置３によって設定されるものであるが，これらの複数の仮想受信方向のライン55，53および54の範囲内に，第１の方向のラインが含まれるようにできる。また，複数の仮想受信方向のライン55，53および54の１つが第１の方向のラインと一致してもよい。
さらに，第２の超音波画像160を生成するのに利用される第２の方向のラインは，超音波プローブ６がリニア型の場合には，複数の超音波振動子からそれぞれ垂直となる方向のライン56であることが好ましい（図２Ａ，図３，図４，図７Ａ，図10Ａは，超音波プローブ６がリニア型の超音波振動子20−32の配列である）。超音波プローブ６がコンベックス型の場合には，第２の方向のラインは，超音波プローブ６を構成するそれぞれの超音波振動子から真っ直ぐの方向（コンベックス型の超音波プローブ６を構成する複数の超音波振動子が円上に配列されているとした場合，その円の中心から，それぞれの超音波振動子に伸びた直線の延長上の方向）であることが好ましい。
さらに，第１の方向は，複数の超音波振動子からそれぞれ垂直となる方向から斜めとなる方向であることが好ましい。したがって，第１の方向は，第２の方向に対して斜めとなり，第２の方向が垂直となる方向であった場合に，第２の方向と平行とならない方向が斜めの方向である。
図27は，超音波診断装置１の他の処理手順の一例を示すフローチャートである。この実施例では，第１の方向のラインは，垂直方向のライン56（図26参照）となる。図28は，超音波振動子21−27から超音波51が送信されている様子を示している。図29Ａから図29Ｃは，生成される複数の第３の超音波画像の一例である。
複数の仮想受信方向が操作装置３によって設定される（ステップ81）。この実施例では，図28に示すように，ライン181，182および183によって定まる仮想受信方向が操作装置３（仮想受信方向設定手段）によって設定されたものとする。仮想受信方向のライン181は複数の超音波振動子21−27からそれぞれ垂直となる方向である第１の方向のラインと一致している。複数の超音波振動子を更新しながら，複数の超音波振動子からそれぞれ垂直となる方向である第１の方向を中心とする強度分布を有する超音波51が超音波振動子21−27から送信させられる（ステップ82Ａ）。超音波51は，集束位置41に集束し，被検体の観測対象位置40からの超音波エコーが超音波振動子21−27によって受信され，超音波振動子21−27などから超音波エコー信号が出力させられる（ステップ83）。
超音波振動子21−27から出力される複数の超音波エコー信号が，Ａ／Ｄ変換回路８において第１の超音波エコー・データにディジタル変換される（ステップ84）。整相加算装置11において複数の仮想受信方向のライン181，182および183に沿って整相加算が行われる（ステップ85）。図29Ａ，図29Ｂおよび図29Ｃに示すように複数の第３の超音波画像191，192および193が生成される（ステップ86Ａ）。
生成された複数の第３の超音波画像191，192および193のそれぞれには針の部分191Ａ，192Ａおよび193Ａが含まれている。これらの第３の超音波画像191，192および193を用いて，針画像が生成される（ステップ87Ａ）。垂直方向である第１の方向のラインに沿って整相加算して生成された第３の超音波画像191（図29Ａ参照。第２の超音波画像160のように組織の表示に適した超音波画像となる）と，針画像とが画像作成装置14（第２の合成手段）において合成される（ステップ88）。
このようにして，組織の表示に適した第３の超音波画像191と針の見やすい針画像とを一度の超音波プローブ６の駆動により生成することができる。
図30から図41Ｃは，他の実施例を示すもので，超音波プローブ６がコンベックス型のものである。
図30から図35Ｃは，第１の方向が超音波振動子20−32のそれぞれから真っ直ぐ（円弧状に配列されている超音波振動子20−32が円周上に配列されているとして，その円の中心から超音波振動子20−32のそれぞれに伸びた方向と第１の方向とが一致する）のものである。
図30は，超音波振動子20−32と第１の方向のライン201との関係を示している。
第１の方向のライン201は，超音波振動子20−32のそれぞれから真っ直ぐに伸びた方向である。仮想受信方向のライン202は，第１の方向のライン201からθの角度斜めにずれている。
図31Ａは，図２Ａに対応するもので，超音波振動子21−27から集束位置41で集束する超音波51が送信されている様子を示している。
超音波51は，ライン201で定まる第１の方向を中心とする強度分布を有する。超音波51が送信されると，観測対象位置40から超音波エコー52が発生する。発生した超音波エコー52は，超音波振動子21−27において受信される。超音波振動子21−27から超音波エコー信号211−217（図31Ｂ参照）が出力される。
図31Ｂは，図２Ｂに対応するもので，超音波振動子21−27から出力される超音波エコー信号211−217を示している。
超音波振動子21−27の位置に応じて，超音波エコー信号211−217の出力タイミングが異なる。超音波振動子24からの超音波エコー信号214が最初に出力され，次に超音波振動子23および25からの超音波エコー信号213および215が出力され，次に超音波振動子22および26からの超音波エコー信号212および216が出力され，最後に超音波振動子21および27からの超音波エコー信号211および217が出力される。
このようにして得られた超音波エコー信号211−217は，Ａ／Ｄ変換回路８において超音波エコー・データにディジタル変換され，第１の方向のライン201に沿って整相加算が行われる（超音波エコー信号211−217の出力時間差が補正された後で，超音波エコー信号211−217がディジタル変換された第１の超音波エコー・データが，超音波エコー信号214がディジタル変換された超音波エコー・データに重畳させられる）。
図32Ａは，図９Ａに対応するもので，超音波振動子21−27から集束位置41で集束する超音波51が送信されている様子を示している。図32Ｂは，超音波振動子21−27から出力する超音波エコー信号211−217である。
図32Ａに示すように，仮想受信方向のライン203が設定されている。
超音波振動子21−27から，超音波振動子21−27の位置に応じた出力タイミングで超音波エコー信号211−217が出力する。このようにして得られた超音波エコー信号211−217は，Ａ／Ｄ変換回路８において超音波エコー・データにディジタル変換され，仮想受信方向のライン203に沿って整相加算が行われる（超音波エコー信号211−217の出力時間差が補正された後で，超音波エコー信号211−217がディジタル変換された第１の超音波エコー・データが，超音波エコー信号213がディジタル変換された超音波エコー・データに重畳させられる）。
図33Ａは，図６Ａに対応するもので，超音波振動子21−27から集束位置41で集束する超音波51が送信されている様子を示している。図33Ｂは，超音波振動子21−27から出力する超音波エコー信号211−217である。
図33Ａに示すように，仮想受信方向のライン202が設定されている。
超音波振動子21−27から，超音波振動子21−27の位置に応じた出力タイミングで超音波エコー信号211−217が出力する。このようにして得られた超音波エコー信号211−217は，Ａ／Ｄ変換回路８において超音波エコー・データにディジタル変換され，仮想受信方向のライン202に沿って整相加算が行われる（超音波エコー信号211−217の出力時間差が補正された後で，超音波エコー信号211−217がディジタル変換された第１の超音波エコー・データが，超音波エコー信号215がディジタル変換された超音波エコー・データに重畳させられる）。
図34は，超音波51を送信する複数の超音波振動子を，超音波振動子20−27が配列されている円弧方向に更新した様子を示すもので，図12に対応している。
超音波51を送信する複数の超音波振動子が，超音波振動子20−27が配列されている円弧方向に更新されると，複数の第１の超音波画像221−223が得られる。
図35Ａは，複数の第１の超音波画像221−223のうちの第１の超音波画像221を示している。
第１の超音波画像221は，第１の方向のライン201が仮想受信方向のラインと一致するものである。この第１の超音波画像221に針の部分221Ａが含まれている。
図35Ｂは，複数の第１の超音波画像221−223のうちの第１の超音波画像223を示している。
第１の超音波画像223は，図32Ａに示す仮想受信方向のライン203に沿って整相加算されることにより得られたものである。この第１の超音波画像223にも針部分223Ａが含まれている。
図35Ｃは，複数の第１の超音波画像221−223のうちの第１の超音波画像222を示している。
第１の超音波画像222は，図33Ａに示す仮想受信方向のライン202に沿って整相加算されることにより得られたものである。この第１の超音波画像222にも針部分222Ａが含まれている。
複数の第１の超音波画像221−223が得られると，針が見やすい針画像が生成（新たに生成，選択など）される。また，第１の超音波画像221は，仮想受信方向のライン201が，超音波振動子20−32のそれぞれから真っ直ぐな方向であるから，組織の表示に適している。このため，第１の超音波画像221は，生成された針画像と合成することができる。
図36から図41Ｃは，第１の方向が，超音波プローブ６の中央の超音波振動子26からまっすぐ伸びた方向（超音波振動子20−32が円上に配列されていると考えた場合に，その円の中心から，中央の超音波振動子26に伸びた方向）とすべて平行となっているものである。
図36は，超音波振動子20−32と第１の方向のライン231との関係を示している。
第１の方向のライン231は，超音波振動子20−32の中央の超音波振動子26から真っ直ぐに伸びた方向である。仮想受信方向のライン232は，第１の方向のライン231からθの角度斜めにずれている。
図37Ａは，図31Ａに対応するもので，超音波振動子21−27から集束位置41で集束する超音波51が送信されている様子を示している。
超音波51は，ライン231で定まる第１の方向を中心とする強度分布を有する。超音波51が送信されると，観測対象位置40から超音波エコー52が発生する。発生した超音波エコー52は，超音波振動子21−27において受信される。超音波振動子21−27から超音波エコー信号211−217（図37Ｂ参照）が出力される。
図37Ｂは，図31Ｂに対応するもので，超音波振動子21−27から出力される超音波エコー信号241−247を示している。
超音波振動子21−27の位置に応じて，超音波エコー信号211−217の出力タイミングが異なる。超音波振動子24からの超音波エコー信号244が最初に出力され，次に超音波振動子23および25からの超音波エコー信号243および245が出力され，次に超音波振動子22および26からの超音波エコー信号242および246が出力され，最後に超音波振動子21および27からの超音波エコー信号241および247が出力される。
超音波エコー信号241−247は，Ａ／Ｄ変換回路８において超音波エコー・データにディジタル変換され，第１の方向のライン231に沿って整相加算が行われる（超音波エコー信号241−247の出力時間差が補正された後で，超音波エコー信号241−247がディジタル変換された第１の超音波エコー・データが，超音波エコー信号244がディジタル変換された超音波エコー・データに重畳させられる）。
図38Ａは，図32Ａに対応するもので，超音波振動子21−27から集束位置41で集束する超音波51が送信されている様子を示している。図38Ｂは，超音波振動子21−27から出力する超音波エコー信号241−247を示している。
図38Ａに示すように，仮想受信方向のライン232が設定されている。
超音波振動子21−27から，超音波振動子21−27の位置に応じた出力タイミングで超音波エコー信号241−247が出力する。このようにして得られた超音波エコー信号241−247は，Ａ／Ｄ変換回路８において超音波エコー・データにディジタル変換され，仮想受信方向のライン232に沿って整相加算が行われる（超音波エコー信号241−247の出力時間差が補正された後で，超音波エコー信号241−247がディジタル変換された第１の超音波エコー・データが，超音波エコー信号243がディジタル変換された超音波エコー・データに重畳させられる）。
図39Ａは，図33Ａに対応するもので，超音波振動子21−27から集束位置41で集束する超音波51が送信されている様子を示している。図39Ｂは，超音波振動子21−27から出力する超音波エコー信号241−247を示している。
図39Ａに示すように，仮想受信方向のライン233が設定されている。
超音波振動子21−27から，超音波振動子21−27の位置に応じた出力タイミングで超音波エコー信号241−247が出力する。このようにして得られた超音波エコー信号241−247は，Ａ／Ｄ変換回路８において超音波エコー・データにディジタル変換され，仮想受信方向のライン233に沿って整相加算が行われる（超音波エコー信号241−247の出力時間差が補正された後で，超音波エコー信号241−247がディジタル変換された第１の超音波エコー・データが，超音波エコー信号245がディジタル変換された超音波エコー・データに重畳させられる）。
図40は，超音波51を送信する複数の超音波振動子を，超音波振動子20−27が配列されている円弧方向に更新した様子を示すもので，図34に対応している。
超音波51を送信する複数の超音波振動子を，超音波振動子20−27が配列されている円弧方向に更新されると，複数の第１の超音波画像71−73に対応する複数の第１の超音波画像251−253が得られる。
図41Ａは，複数の第１の超音波画像251−253のうちの第１の超音波画像253を示している。
第１の超音波画像253は，図39Ａに示す仮想受信方向のライン233に沿って整相加算されることにより得られたものである。この第１の超音波画像253に針の部分253Ａが含まれている。
図41Ｂは，複数の第１の超音波画像251−253のうちの第１の超音波画像251を示している。
第１の超音波画像251は，図37Ａに示す第１の方向（仮想受信方向も同じである）のライン231から得られたものである。この第１の超音波画像251にも針の部分251Ａが含まれている。
図41Ｃは，複数の第１の超音波画像251−253のうちの第１の超音波画像252を示している。
第１の超音波画像252は，図38Ａに示す仮想受信方向のライン232に沿って整相加算されることにより得られたものである。この第１の超音波画像252にも針部分252Ａが含まれている。
このようにして，複数の第１の超音波画像251−253が得られると，針が見やすい針画像が生成（新たに生成，選択など）される。また，第１の超音波画像251は，被検体に向かって垂直に超音波が送信されるので，組織の表示に適している。第１の超音波画像251と生成された針画像と合成することができる。
このように，超音波プローブ６を構成する超音波振動子20−32が円弧方向に配列されている場合であっても，超音波振動子20−32が一方向に直線で配列されている場合と同様に，見やすい針画像を得ることができる。
２ 制御装置（針画像生成手段，座標変換手段，第１の合成手段）
３ 操作装置（仮想受信方向設定手段）
５ 送信装置（送信制御手段）
６ 超音波プローブ（音響波プローブ）
８ Ａ／Ｄ（アナログ／ディジタル）変換回路
11 整相加算装置（第１の音響波画像生成手段，第２音響波画像生成手段）
13 ＤＳＣ（ディジタル・スキャン・コンバータ）（第１の音響波画像生成手段，第２の音響波画像生成手段）
14 画像作成装置（針画像作成装置）

Claims (14)

  1. 被検体に音響波を送信し，被検体からの音響波エコーを受信して音響波エコー信号を出力する複数の音響波振動子を有する音響波プローブと，
    上記複数の音響波振動子を更新しながら，上記複数の音響波振動子から第１の方向を中心とする強度分布を有する音響波を，上記音響波振動子から送信させる送信制御手段と，
    上記複数の音響波振動子からそれぞれ出力される複数の音響波エコー信号を第１の音響波エコー・データにディジタル変換するアナログ／ディジタル変換回路と，
    複数の仮想受信方向を設定する仮想受信方向設定手段と，
    上記アナログ／ディジタル変換回路において変換された第１の音響波エコー・データを上記複数の仮想受信方向のラインに沿って整相加算を行うことにより，複数の第１の音響波画像を生成する第１の音響波画像生成手段と，
    を備えた音響波画像生成装置。
  2. 上記複数の第１の音響波画像より針画像を生成する針画像生成手段を更に備えた請求項１に記載の音響波画像生成装置。
  3. 上記針画像生成手段は，上記複数の第１の音響波画像のそれぞれに対して針らしさの評価値を算出し，算出された評価値のもっとも大きい第１の音響波画像を針画像として選択する，
    請求項２に記載の音響波画像生成装置。
  4. 上記複数の第１の音響波画像のそれぞれから針の存在する領域を検出する第１の針領域検出手段を更に備え，
    上記針画像生成手段は，上記第１の針領域検出手段にて検出された領域に対して針らしさの評価値を算出し，算出された評価値のもっとも大きい第１の音響波画像を針画像として選択する，
    請求項３に記載の音響波画像生成装置。
  5. 上記針画像生成手段は，上記複数の第１の音響波画像を用いて新たな針画像を生成する，
    請求項２に記載の音響波画像生成装置。
  6. 上記複数の第１の音響波画像を座標変換して位置あわせする座標変換手段を更に備えた請求項３から５のうち，いずれか一項に記載の音響波画像生成装置。
  7. 上記送信制御手段は，更に，上記複数の音響波振動子を更新しながら複数の音響波振動子から第２の方向を中心とする強度分布を有する音響波を，上記音響波振動子から送信させ，
    上記アナログ／ディジタル変換回路は，上記第２の方向を中心とする強度分布を有する音響波が送信されたことにより上記複数の音響波振動子からそれぞれ出力される複数の音響波エコー信号を，第２の音響波エコー・データにディジタル変換し，
    上記第２の音響波エコー・データを上記第２の方向のラインに沿って整相加算を行うことにより，第２の音響波画像を生成する第２の音響波画像生成手段と，
    上記第２の音響波画像と上記針画像とを合成する第１の合成手段と，
    を備えた請求項２に記載の音響波画像生成装置。
  8. 上記送信制御手段は上記第２の方向を中心とする強度分布を有する音響波を送信する音響波振動子の数よりも上記第１の方向を中心とする強度分布を有する音響波を送信する音響波振動子の数を多くして音響波を送信させる，
    請求項７に記載の音響波画像生成装置。
  9. 上記第１の合成手段は，
    上記針画像生成手段によって生成された針画像と，上記第２の音響波画像生成手段により生成された第２の音響波画像とを所定の重み付けにて合成する，
    請求項７に記載の音響波画像生成装置。
  10. 上記仮想受信方向設定手段にて設定された複数の仮想受信方向のラインの範囲内に，上記第１の方向のラインが含まれる，
    請求項１に記載の音響波画像生成装置。
  11. 上記仮想受信方向設定手段にて設定された複数の仮想受信方向のラインの１つは，上記第１の方向のラインと一致する，
    請求項10に記載の音響波画像生成装置。
  12. 上記第２の方向は，上記複数の音響波振動子からそれぞれ垂直となる方向であり，
    上記第１の方向は，上記複数の音響波振動子からそれぞれ垂直となる方向から斜め方向である，
    請求項７に記載の音響波画像生成装置。
  13. 上記第１の方向は，上記複数の音響波振動子からそれぞれ垂直となる方向であり，
    上記複数の第１の音響波画像のうち，上記複数の音響波振動子からそれぞれ垂直となる方向のラインに沿って整相加算して生成された第３の音響波画像と，上記針画像とを合成する第２の合成手段を更に備えた，
    請求項２に記載の音響波画像生成装置。
  14. 送信制御手段が，被検体に音響波を送信し，被検体からの音響波エコーを受信して音響波エコー信号を出力する複数の音響波振動子を有する音響波プローブの上記複数の音響波振動子を更新しながら，上記複数の音響波振動子から第１の方向を中心とする強度分布を有する音響波を，上記音響波振動子から送信させ，
    アナログ／ディジタル変換回路が，上記複数の音響波振動子からそれぞれ出力される複数の音響波エコー信号を第１の音響波エコー・データにディジタル変換し，
    仮想受信方向設定手段が，複数の仮想受信方向を設定し，
    第１の音響波画像生成手段が，上記アナログ／ディジタル変換回路において変換された第１の音響波エコー・データを上記複数の仮想受信方向のラインに沿って整相加算を行うことにより，複数の第１の音響波画像を生成する，
    音響波画像生成方法。
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