WO2014002963A1 - 超音波診断装置及び画像処理方法 - Google Patents

Abstract

　実施形態の超音波診断装置は、スキャン制御部（１８１）、画像生成部（１４）、検出部（１８２）、画像生成制御部（１８３）、画像合成部（１６）及び表示制御部（１８４）を備える。スキャン制御部（１８１）は、振動子面に対して第１の方向に超音波送信を行なう第１のスキャンと、振動子面に対して複数の方向それぞれで超音波送信を行なう第２のスキャンとを実行させる。画像生成部（１４）は、第１のスキャンから第１の超音波画像データを生成し、第２のスキャンから第２の超音波画像データ群を生成する。検出部（１８２）は、第２の超音波画像データ群に基づいて線分を検出する。画像生成制御部（１８３）は、線分に関する情報に基づいて、針画像データを画像生成部（１４）に生成させる。表示制御部（１８４）は、画像合成部（１６）が生成した第１の超音波画像データと針画像データとの合成画像データを表示するように制御する。

Description

超音波診断装置及び画像処理方法

　本発明の実施形態は、超音波診断装置及び画像処理方法に関する。

　従来、超音波診断装置は、超音波プローブ直下の超音波画像をリアルタイムで表示可能であることから、生体組織検査やラジオ波焼灼治療（ＲＦＡ：Radio　Frequency　Ablation）等の穿刺針を用いた穿刺が行なわれる場合に頻繁に使用されている。また、穿刺ガイドを超音波プローブに取り付けて穿刺を行なうと、穿刺針を挿入する角度が限定されるので、病変部と血管との位置関係等から、穿刺は、穿刺ガイドを用いずに、フリーハンドで行われる場合も多い。しかし、病変の位置や穿刺針の侵入角度の影響で、穿刺針が見えにくくなることがあり、そのような場合は、穿刺針を動かした際の組織の動き等を見ながら穿刺を行っていた。

　そこで、近年、穿刺中に穿刺針の視認性を向上させるために、オブリークスキャンを行なって穿刺針に垂直になるように超音波ビームを照射して、穿刺針が高輝度で描出された超音波画像（針画像）を生成する技術が知られている。また、針画像の生成とともに、オブリークスキャンを行なわずに通常の超音波スキャンを行なって生体組織が描出された超音波画像（生体画像）を生成し、針画像と生体画像との合成画像を生成して表示させる技術も知られている。

　しかし、オブリークスキャンによって輝度が上昇する物体は、穿刺針の他に、超音波の送信方向に対して垂直な生体組織も含まれる。また、オブリークスキャンを行なった場合、ビーム形状等により、グレーティングローブが発生し、画像内にアーチファクトが発生してしまう。更に、穿刺針が超音波プローブ直下からずれる程、穿刺針の輝度は低下する。特に、フリーハンドで穿刺を行なう場合、穿刺針の角度は一定とはならない。

特開２００６－３２０３７８号公報

　本発明が解決しようとする課題は、穿刺針の角度によらず穿刺針の視認性を向上させることができる超音波診断装置及び画像処理方法を提供することである。

　実施形態の超音波診断装置は、スキャン制御部と、画像生成部と、検出部と、画像生成制御部と、画像合成部と、表示制御部とを備える。スキャン制御部は、穿刺針が挿入された被検体を超音波スキャンする際に、前記被検体の組織の映像化を目的として振動子面に対して第１の方向に超音波送信を行なう第１のスキャンと、振動子面に対して複数の方向それぞれで超音波送信を行なう第２のスキャンとを超音波プローブに実行させる。画像生成部は、前記第１のスキャンにより前記超音波プローブが受信した反射波を用いて第１の超音波画像データを生成し、前記第２のスキャンにより前記超音波プローブが受信した反射波を用いて前記複数の方向ごとの超音波画像データで構成される第２の超音波画像データ群を生成する。検出部は、前記第２の超音波画像データ群に基づいて線分を検出する。画像生成制御部は、前記検出部が検出した線分に関する情報に基づいて、前記穿刺針が描出された針画像データを生成するように前記画像生成部を制御する。画像合成部は、前記第１の超音波画像データと前記針画像データとの合成画像データを生成する。表示制御部は、前記合成画像データを所定の表示部に表示するように制御する。

図１は、第１の実施形態に係る超音波診断装置の構成例を示す図である。 図２は、第１の実施形態に係るスキャン制御部を説明するための図である。 図３は、第１の実施形態で行なわれる画像生成制御処理の概略を示す図である。 図４は、図１に示す検出部を説明するための図である。 図５Ａは、第１の実施形態に係るスキャン制御部による第２のスキャンの条件変更処理の一例を示す図（１）である。 図５Ｂは、第１の実施形態に係るスキャン制御部による第２のスキャンの条件変更処理の一例を示す図（２）である。 図６は、第１の実施形態に係る超音波診断装置の処理例を説明するためのフローチャートである。 図７は、第２の実施形態で行なわれる画像生成制御処理の概略を示す図である。 図８は、第２の実施形態に係る超音波診断装置の処理例を説明するためのフローチャートである。 図９は、第３の実施形態で行なわれる画像生成制御処理の概略を示す図である。 図１０は、第４の実施形態で行なわれる画像生成制御処理の概略を示す図である。 図１１は、第５の実施形態を説明するための図（１）である。 図１２は、第５の実施形態を説明するための図（２）である。 図１３は、第５の実施形態を説明するための図（３）である。

　以下、添付図面を参照して、超音波診断装置の実施形態を詳細に説明する。

（第１の実施形態）
　まず、第１の実施形態に係る超音波診断装置の構成について説明する。図１は、第１の実施形態に係る超音波診断装置の構成例を示す図である。図１に示すように、第１の実施形態に係る超音波診断装置は、超音波プローブ１と、モニタ２と、入力装置３と、装置本体１０とを有する。

　超音波プローブ１は、装置本体１０と着脱自在に接続される。超音波プローブ１は、複数の圧電振動子を有し、これら複数の圧電振動子は、後述する装置本体１０が有する送受信部１１から供給される駆動信号に基づき超音波を発生する。また、超音波プローブ１は、被検体Ｐからの反射波を受信して電気信号に変換する。また、超音波プローブ１は、圧電振動子に設けられる整合層や、圧電振動子から後方への超音波の伝播を防止するバッキング材等を有する。

　超音波プローブ１から被検体Ｐに超音波が送信されると、送信された超音波は、被検体Ｐの体内組織における音響インピーダンスの不連続面で次々と反射され、反射波信号として超音波プローブ１が有する複数の圧電振動子にて受信される。受信される反射波信号の振幅は、超音波が反射される不連続面における音響インピーダンスの差に依存する。なお、送信された超音波パルスが、移動している血流や心臓壁等の表面で反射された場合の反射波信号は、ドプラ効果により、移動体の超音波送信方向に対する速度成分に依存して、周波数偏移を受ける。

　なお、第１の実施形態は、図１に示す超音波プローブ１が、複数の圧電振動子が一列で配置された１次元超音波プローブである場合や、一列に配置された複数の圧電振動子が機械的に揺動される１次元超音波プローブである場合、複数の圧電振動子が格子状に２次元で配置された２次元超音波プローブである場合のいずれであっても適用可能である。

　なお、第１の実施形態では、生体組織検査やラジオ波焼灼治療等を行なうために、超音波プローブ１が行なった超音波送受信によりモニタ２に表示される超音波画像データを参照する医師により、超音波プローブ１が当接される体表近傍から穿刺針１ａが被検体Ｐのターゲット部位まで挿入される。第１の実施形態では、穿刺針１ａによる穿刺がフリーハンドで行われる。ただし、第１の実施形態は、超音波プローブ１に装着された穿刺アダプタに穿刺針１ａを取り付けて穿刺が行なわれる場合でも適用可能である。

　入力装置３は、マウス、キーボード、ボタン、パネルスイッチ、タッチコマンドスクリーン、フットスイッチ、トラックボール等を有し、超音波診断装置の操作者からの各種設定要求を受け付け、装置本体１０に対して受け付けた各種設定要求を転送する。例えば、入力装置３が有する終了ボタンやフリーズボタンを操作者が押下すると、超音波の送受信が終了し、第１の実施形態に係る超音波診断装置は、一時停止状態となる。また、操作者は、入力装置３を介して後述する第２のスキャン（オブリークスキャン）を行なうための超音波送信のオブリークの角度の初期設定を行なうことも出来る。

　モニタ２は、超音波診断装置の操作者が入力装置３を用いて各種設定要求を入力するためのＧＵＩ（Graphical　User　Interface）を表示したり、装置本体１０において生成された超音波画像を表示したりする。

　装置本体１０は、超音波プローブ１が受信した反射波に基づいて超音波画像データを生成する装置であり、図１に示すように、送受信部１１と、Ｂモード処理部１２と、ドプラ処理部１３と、画像生成部１４と、画像メモリ１５と、画像合成部１６と、内部記憶部１７と、制御部１８とを有する。

　送受信部１１は、トリガ発生回路、遅延回路及びパルサ回路等を有し、超音波プローブ１に駆動信号を供給する。パルサ回路は、所定のレート周波数で、送信超音波を形成するためのレートパルスを繰り返し発生する。また、遅延回路は、超音波プローブ１から発生される超音波をビーム状に集束して送信指向性を決定するために必要な圧電振動子ごとの遅延時間を、パルサ回路が発生する各レートパルスに対し与える。また、トリガ発生回路は、レートパルスに基づくタイミングで、超音波プローブ１に駆動信号（駆動パルス）を印加する。すなわち、遅延回路は、各レートパルスに対し与える遅延時間を変化させることで、圧電振動子面からの送信方向を任意に調整する。

　駆動パルスは、パルサ回路からケーブルを介して超音波プローブ１内の圧電振動子まで伝達した後に、圧電振動子において電気信号から機械的振動に変換される。この機械的振動は、生体内部で超音波として送信される。ここで、圧電振動子ごとに異なる送信遅延時間を持った超音波は、収束されて、所定方向に伝搬していく。すなわち、遅延回路は、各レートパルスに対し与える送信遅延時間を変化させることで、圧電振動子面からの送信方向を任意に調整する。

　なお、送受信部１１は、後述する制御部１８の指示に基づいて、所定のスキャンシーケンスを実行するために、送信周波数、送信駆動電圧等を瞬時に変更可能な機能を有している。特に、送信駆動電圧の変更は、瞬間にその値を切り替え可能なリニアアンプ型の発信回路、又は、複数の電源ユニットを電気的に切り替える機構によって実現される。

　また、送受信部１１は、アンプ回路、Ａ／Ｄ変換器、加算器等を有し、超音波プローブ１が受信した反射波信号に対して各種処理を行なって反射波データを生成する。アンプ回路は、反射波信号をチャンネルごとに増幅してゲイン補正処理を行なう。Ａ／Ｄ変換器は、ゲイン補正された反射波信号をＡ／Ｄ変換し、受信指向性を決定するのに必要な遅延時間を与える。加算器は、与えられた遅延時間に基づき、反射波信号の加算処理を行なって反射波データを生成する。加算器の加算処理により、反射波信号の受信指向性に応じた方向からの反射成分が強調される。

　このように、送受信部１１は、超音波の送受信における送信指向性と受信指向性とを制御する。なお、送受信部１１は、後述する制御部１８の制御により、遅延情報、送信周波数、送信駆動電圧、開口素子数等を瞬時に変更可能な機能を有している。また、送受信部１１は、１フレームもしくはレートごとに、異なる波形を送信して受信することも可能である。

　Ｂモード処理部１２は、送受信部１１から反射波データを受信し、受信した反射波データに対して対数増幅、包絡線検波処理等を行なって、信号強度が輝度の明るさで表現されるデータ（Ｂモードデータ）を生成する。

　ドプラ処理部１３は、送受信部１１から反射波データを受信し、受信した反射波データから速度情報を周波数解析し、ドプラ効果による血流や組織、造影剤エコー成分を抽出し、平均速度、分散、パワー等の移動体情報を多点について抽出したデータ（ドプラデータ）を生成する。なお、Ｂモード処理部１２やドプラ処理部１３が生成したデータは、生データ（Raw　Data）とも呼ばれる。

　なお、Ｂモード処理部１２は、検波周波数を変化させることで、映像化する周波数帯域を変えることができる。このＢモード処理部１２の機能を用いることにより、コントラストハーモニックイメージング（ＣＨＩ：Contrast　Harmonic　Imaging）を実行可能である。すなわち、Ｂモード処理部１２は、造影剤が注入された被検体Ｐの反射波データから、造影剤（微小気泡、バブル）を反射源とする反射波データ（高調波データ又は分周波データ）と、被検体Ｐ内の組織を反射源とする反射波データ（基本波データ）とを分離することができる。Ｂモード処理部１２は、造影画像データを生成するためのＢモードデータを生成することができる。

　また、このＢモード処理部１２の機能を用いることにより、ティッシュハーモニックイメージング（ＴＨＩ：Tissue　Harmonic　Imaging）において、被検体Ｐの反射波データから、高調波データ又は分周波データを分離することで、ノイズ成分を除去した組織画像データを生成するためのＢモードデータを生成することができる。また、Ｂモード処理部１２は、ＣＨＩ及びＴＨＩにおいて、位相変調法(ＰＭ：Phase　Modulation)や振幅変調法(ＡＭ：Amplitude　Modulation)、位相振幅変調法(ＡＭＰＭ)に基づく信号処理法により、造影画像データを生成するためのＢモードデータ及び組織画像データを生成するためのＢモードデータを生成することも可能である。

　画像生成部１４は、Ｂモード処理部１２及びドプラ処理部１３が生成したデータから超音波画像データを生成する。すなわち、画像生成部１４は、Ｂモード処理部１２が生成したＢモードデータから反射波の強度を輝度にて表したＢモード画像データを生成する。また、画像生成部１４は、ドプラ処理部１３が生成したドプラデータから移動体情報を表す平均速度画像データ、分散画像データ、パワー画像データ、又は、これらの組み合わせ画像としてのカラードプラ画像データを生成する。

　ここで、画像生成部１４は、超音波走査の走査線信号列を、テレビ等に代表されるビデオフォーマットの走査線信号列に変換（スキャンコンバート）し、表示用画像としての超音波画像データを生成する。また、画像生成部１４は、スキャンコンバート以外に種々の画像処理として、例えば、スキャンコンバート後の複数の画像フレームを用いて、輝度の平均値画像を再生成する画像処理（平滑化処理）や、画像内で微分フィルタを用いる画像処理（エッジ強調処理）等を行なう。

　また、画像生成部１４は、画像データを格納する記憶メモリを搭載しており、３次元画像の再構成処理等を行うことが可能である。また、画像生成部１４が搭載する記憶メモリから、例えば、診断の後に操作者が検査中に記録された画像を呼び出すことが可能となっている。

　画像合成部１６は、画像生成部１４が生成した超音波画像に、種々のパラメータの文字情報、目盛り、ボディマーク等と合成し、ビデオ信号としてモニタ２に出力する。また、画像合成部１６は、複数の画像データを重畳した合成画像データを生成する。なお、第１の実施形態に係る画像合成部１６が生成する合成画像データについては、後に詳述する。

　画像メモリ１５は、画像生成部１４が生成した超音波画像データや、画像合成部１６が合成した合成画像データを記憶するメモリである。例えば、画像メモリ１５は、ＦＲＥＥＺＥボタンが押下された直前の複数フレームに対応する超音波画像を保存する。超音波診断装置は、この画像メモリ１５に記憶されている画像を連続表示（シネ表示）することで、超音波動画像を表示することも可能である。

　内部記憶部１７は、超音波送受信、画像処理及び表示処理を行なうための制御プログラムや、診断情報（例えば、患者ＩＤ、医師の所見等）や、診断プロトコルや各種ボディマーク等の各種データを記憶する。また、内部記憶部１７は、必要に応じて、画像メモリ１５が記憶する画像データの保管等にも使用される。なお、内部記憶部１７が記憶するデータは、図示しないインターフェース回路を経由して、外部の周辺装置へ転送することができる。

　制御部１８は、超音波診断装置における処理全体を制御する。具体的には、制御部１８は、入力装置３を介して操作者から入力された各種設定要求や、内部記憶部１７から読込んだ各種制御プログラム及び各種データに基づき、送受信部１１、Ｂモード処理部１２、ドプラ処理部１３、画像生成部１４及び画像合成部１６の処理を制御する。例えば、図１に示すスキャン制御部１８１は、送受信部１１を介して超音波プローブ１による超音波スキャンを制御する。また、図１に示す表示制御部１８４は、画像メモリ１５が記憶する超音波画像データや合成画像データをモニタ２にて表示するように制御する。

　また、第１の実施形態に係る制御部１８は、スキャン制御部１８１及び表示制御部１８４の他に、図１に示すように、検出部１８２及び画像生成制御部１８３を有する。画像生成制御部１８３は、図１に示すように、選択部１８３ａと、抽出部１８３ｂとを有する。

　なお、第１の実施形態において、スキャン制御部１８１、検出部１８２、選択部１８３ａ、抽出部１８３ｂ及び表示制御部１８４が実行する処理については後に詳述する。

　以上、第１の実施形態に係る超音波診断装置の全体構成について説明した。かかる構成のもと、第１の実施形態に係る超音波診断装置は、穿刺針１ａが挿入された被検体Ｐの生体組織を撮像した超音波画像データを生成する。そして、第１の実施形態に係る超音波診断装置は、以下、詳細に説明する制御部１８の制御処理により、穿刺針１ａの角度によらず穿刺針１ａの視認性が向上している合成画像データを生成する。

　例えば、入力装置３が有する穿刺モード開始ボタンを操作者が押下すると、第１の実施形態に係る超音波診断装置は、以下に説明する処理を開始する。また、例えば、入力装置３が有する穿刺モード終了ボタンを操作者が押下すると、第１の実施形態に係る超音波診断装置は、以下に説明する処理を終了する。

　まず、スキャン制御部１８１は、穿刺針１ａが挿入された被検体Ｐを超音波スキャンする際に、第１のスキャンと第２のスキャンとを超音波プローブ１に実行させる。

　第１のスキャンは、被検体Ｐの組織の映像化を目的として振動子面に対して第１の方向に超音波送信を行なうスキャンである。すなわち、第１のスキャンは、被検体Ｐの生体組織を映像化するために最適となる第１の方向の超音波送信を、振動子の配列方向に沿って行なう超音波スキャンである。具体的には、第１の方向は、超音波プローブ１の振動子面に対して垂直な方向である。例えば、第１の方向は、方位方向に対して垂直な方向である。なお、第１の方向は、被検体Ｐの組織を映像化するために最適となる超音波送信方向であるならば、振動子面に対して垂直な方向以外の方向であっても良い。

　ここで、第１のスキャンで設定される超音波送受信条件としては、生体組織を良好に描出される画像データを得るために、上述したＴＨＩモード用の条件が設定される。ただし、生体組織を良好に描出される画像データが得られるのであれば、例えば、通常のＢモード用の条件が設定される場合であっても良い。

　また、第２のスキャンは、振動子面に対して複数の方向それぞれで超音波送信を行なうスキャンである。すなわち、第２のスキャンは、被検体Ｐに挿入された穿刺針１ａを映像化するために最適となる超音波送信方向を探索することを目的として、複数の方向それぞれで超音波送信を行なう超音波スキャン（オブリークスキャン）である。第２のスキャンでは、複数の方向それぞれで、超音波送信が振動子の配列方向に沿って行なわれる。第１の実施形態では、上記の複数の方向の各方向は、超音波プローブ１の振動子面に対して垂直以外の方向である。例えば、複数の方向の各方向は、方位方向に対して垂直以外の方向である。

　ここで、第２のスキャンの超音波送受信条件は、第１のスキャンと同じ場合であっても良いが、グレーティングローブ等によるアーチファクトが発生することを可能な限り抑制し、かつ、穿刺針１ａからの受信信号が大きくなる設定にすることが望ましい。このため、例えば、第２のスキャンでは、比較的低い周波数の送信波形を超音波プローブ１から送信し、受信信号の処理では、送信超音波の基本波成分を用いる超音波送受信条件が設定される。

　図２は、第１の実施形態に係るスキャン制御部を説明するための図である。図２に示す一例では、ターゲット部位（Ｔ）に向かって穿刺針１ａが挿入されている。かかる状態で、スキャン制御部１８１は、Ｂモード画像データやＴＨＩ画像データを生成するために行なわれるスキャンと同様に、第１のスキャンとして、図２に示すように、方位方向に対して垂直方向に超音波送信を実行させる。更に、スキャン制御部１８１は、図２に示すように、第２のスキャンとして、例えば、３つの異なる角度「α１、α２、α３」にてオブリークスキャンを実行させる。なお、オブリーク角度の値や数は、初期設定されている場合であっても良いし、穿刺を行なう前に操作者により設定される場合であっても良い。

　そして、図１に示す画像生成部１４は、第１のスキャンにより超音波プローブ１が受信した反射波を用いて第１の超音波画像データを生成する。本実施形態では、第１の超音波画像データは、高調波成分を用いたＴＨＩ画像データである。また、画像生成部１４は、第２のスキャンにより超音波プローブ１が受信した反射波を用いて複数の方向ごとの超音波画像データで構成される第２の超音波画像データ群を生成する。第２の超音波画像データ群は、オブリーク角度が異なる複数の超音波画像データである。

　上記の一例では、画像生成部１４は、第２の超音波画像データ群として「オブリーク角度：α１」の超音波画像データ、「オブリーク角度：α２」の超音波画像データ及び「オブリーク角度：α３」の超音波画像データを生成する。以下では、第２のスキャンにより生成される超音波画像データを、オブリーク画像データと記載する場合がある。

　そして、第１の実施形態では、検出部１８２による処理結果を用いた画像生成制御部１８３の画像生成制御処理が行なわれる。検出部１８２は、画像データ内に描出された線分を検出する機能を有する。更に、第１の実施形態では、検出部１８２は、検出した線分の角度を算出する機能を有する。検出部１８２は、第２の超音波画像データ群に基づいて線分を検出する。更に、第１の実施形態では、検出部１８２は、検出した線分の角度を算出する。検出部１８２は、検出した線分の角度を穿刺針１ａの角度として算出する。そして、画像生成制御部１８３は、検出部１８２が検出した線分に関する情報に基づいて、穿刺針１ａが描出された針画像データを生成するように画像生成部１４を制御する。第１の実施形態に係る画像生成制御部１８３は、検出部１８２が算出した角度に基づいて、穿刺針１ａが描出された針画像データを生成するように画像生成部１４を制御する。例えば、針画像データは、穿刺針１ａが高輝度で描出された画像データである。第１の実施形態では、検出部１８２は、第２の超音波画像データ群から線分を検出し、検出した線分の角度を算出する。そして、第１の実施形態に係る画像生成制御部１８３は、第２の超音波画像データ群を構成する各画像データに対して検出部１８２が算出した角度に基づいて穿刺針１ａが高輝度で描出された針画像データを生成するように画像生成部１４を制御する。

　以下、第１の実施形態で行なわれる画像生成制御処理の一例について、図３及び図４を用いて説明する。図３は、第１の実施形態で行なわれる画像生成制御処理の概略を示す図であり、図４は、図１に示す検出部を説明するための図である。

　図３に例示するように、検出部１８２は、第２の超音波画像データ群である『「オブリーク角度：α１」の超音波画像データ、「オブリーク角度：α２」の超音波画像データ及び「オブリーク角度：α３」の超音波画像データ』を用いて、穿刺針１ａの角度（β）を算出する（図３の（１）を参照）。例えば、検出部１８２は、オブリーク画像データに対して、ハフ（Hough）変換等の線分検出処理を行なう。

　これにより、検出部１８２は、図４に示すように、オブリーク画像データ内の線分Ｌを検出する。そして、検出部１８２は、図４に示すように、「方位方向（画像データの横方向）の直線Ｌ１」と「線分Ｌを含む直線」とがなす角度（β）を算出する。この角度（β）は、図４に示すように、「線分Ｌに対して垂直方向となる直線Ｌ２」と「方位方向に対して垂直方向となる直線Ｌ３」とがなす角度でもある。すなわち、角度（β）は、線分Ｌに対応する直線状の反射源に対して垂直に超音波送信を行なうためのオブリーク角度となる。

　ここで、線分Ｌに対応する直線状の反射源は、穿刺針１ａとなる可能性が高い。このことから、角度（β）は、穿刺針１ａに対して垂直方向で超音波送信を行なうためのオブリーク角度となる。すなわち、角度（β）は、穿刺針１ａの映像化に最適な超音波送信方向を行なうためのオブリーク角度となる。なお、線分検出処理及び角度算出処理は、ハフ変換に限定されず、画像中から線分の角度を算出する手法として、一般的に知られている手法のいずれを用いても良い。

　ここで、検出部１８２は、第２の超音波画像データ群を構成する各画像データから算出した角度の平均値や中央値等の統計値を角度（β）として算出する。また、検出部１８２は、線分が検出されなかった画像データや、所定の長さ以上の長さとなる線分が検出されなかった画像データについては、角度算出処理を行なわないものとする。

　そして、図１に示す画像生成制御部１８３が有する選択部１８３ａは、第２の超音波画像データ群を構成する各画像データに対して検出部１８２が算出した角度に基づいて、第３の超音波画像データを第２の超音波画像データ群から選択する。第３の超音波画像データは、穿刺針１ａの映像化に適した方向で行なわれた超音波送信により生成された画像データである。具体的には、選択部１８３ａは、検出部１８２が算出した角度（β）に基づいて、穿刺針１ａに対して最も垂直に近い角度となる方向で行なわれた超音波送信により生成された画像データ（第３の超音波画像データ）を選択する（図３の（２）を参照）。より具体的には、選択部１８３ａは、角度（β）に最も近いオブリーク角度のオブリーク画像データを、第３の超音波画像データとして選択する。例えば、第２のスキャンで行なった複数のオブリーク角度が「｛α１、α２、α３｝＝｛１０度、２０度、３０度｝」であり、「β＝２８度」であった場合、選択部１８３ａは、「オブリーク角度：α３＝３０度」の超音波画像データを第３の画像データとして選択する。

　そして、図１に示す画像生成制御部１８３が有する抽出部１８３ｂは、第３の超音波画像データの高輝度領域を穿刺針領域として抽出する（図３の（３）を参照）。そして、抽出部１８３ｂは、抽出した穿刺針領域を用いて針画像データを生成するように画像生成部１４を制御する。

　例えば、抽出部１８３ｂは、第３の超音波画像データ内で検出された線分付近で高輝度領域を探索する。一例として、抽出部１８３ｂは、第３の超音波画像データ内で検出された線分付近の画素で、高輝度領域抽出用の閾値以上の輝度値を有する領域を、高輝度領域として探索する。そして、画像生成部１４は、抽出部１８３ｂが探索した高輝度領域以外の領域の輝度値を「０」にすることで針画像データを生成する。このように、高輝度領域の探索を線分付近に限定することで、アーチファクトに起因する高輝度領域や、反射強度の強い生体組織に対応する高輝度領域の輝度値を「０」として、穿刺針１ａのみが描出された針画像データを生成することができる。

　そして、画像合成部１６は、合成処理により、第１の超音波画像データと針画像データとの合成画像データを生成する（図３の（４）を参照）。例えば、画像合成部１６は、生体組織が良好に描出された第１の超音波画像データと、穿刺針１ａが良好に描出された針画像データの輝度値を画素単位で比較する。そして、画像合成部１６は、針画像データの輝度値が「０」の画素を第１の超音波画像データの輝度値とし、針画像データの輝度値が「０」より大きい画素は、針画像データの輝度値とする合成画像データを作成する。これにより、良好な画質の生体組織画像上に高輝度の針画像データだけが重畳された画像データを生成することができる。なお、合成画像データの生成方法は、上記の輝度値比較に限定されない。合成画像データは、単純な加算や、重み付け加算により生成される場合であっても良い。

　そして、表示制御部１８４は、合成画像データをモニタ２に表示するように制御する。なお、本実施形態は、合成画像データの生成前に、ゲイン調整やダイナミックレンジ調整を行なって、針画像データの輝度値を調整する場合であっても良い。かかる輝度調整により、針画像データに描出された穿刺針１ａを強調表示することができる。

　以上が、第１の実施形態で行なわれる画像生成制御処理となる。そして、第１の実施形態では、スキャン制御部１８１は、検出部１８２が算出した角度に基づいて、第２のスキャンの条件変更を行なう。

　まず、スキャン制御部１８１は、検出部１８２が算出した角度に基づいて、第２のスキャンで行なわれる超音波送信の方向を変更する。また、スキャン制御部１８１は、スキャン制御部１８１は、検出部１８２が算出した角度の時間変化量に基づいて、第２のスキャンで行なわれる超音波送信の方向数を変更する。なお、以下では、超音波送信の方向の変更と、超音波送信の方向数の変更とが行なわれる場合について説明するが、本実施形態は、超音波送信の方向の変更のみが行なわれる場合であっても良いし、超音波送信の方向数の変更のみが行なわれる場合であっても良い。

　以下、上記の第２のスキャンの条件変更処理について、図５Ａ及び図５Ｂを用いて説明する。図５Ａ及び図５Ｂは、第１の実施形態に係るスキャン制御部による第２のスキャンの条件変更処理の一例を示す図である。

　まず、超音波送信の方向の変更処理について説明する。スキャン制御部１８１は、１フレームの合成画像データが生成された際に検出部１８２が算出した角度に対応するオブリーク角度が、次のフレームの合成画像データを生成するために行なう第２のスキャンの複数のオブリーク角度に含まれるように制御する。また、これに追加して、スキャン制御部１８１は、１フレームの合成画像データが生成された際に第２のスキャンで行なった複数のオブリーク角度の間隔を、次のフレームの合成画像データを生成するために行なう第２のスキャンで狭めるように制御しても良い。

　例えば、図５Ａに示すように、１フレームの合成画像データが生成された際に第２のスキャンで行なった複数のオブリーク角度が「｛α１、α２、α３｝＝｛１０度、２０度、３０度｝」であり、検出部１８２が算出した角度「β＝２８度」であったとする。かかる場合、スキャン制御部１８１は、図５Ａに示すように、次のフレームの合成画像データを生成するために行なう第２のスキャンで行なう複数のオブリーク角度を「｛α１、α２、α３｝＝｛２３度、２８度、３３度｝」に変更する。図５Ａに示す一例では、スキャン制御部１８１は、「２０度」を中心として１０度間隔の３方向で行なった第２のスキャンを、「β＝２８度」を含み、「β＝２８度」を中心として５度間隔の３方向で行なう第２のスキャンに変更する。これにより、次のフレームでは、穿刺針１ａがより鮮明に表出された合成画像データを生成することができる。

　次に、超音波送信の方向の変更処理について説明する。穿刺をフリーハンドで行なう場合、穿刺針１ａが進入する角度は、必ずしも一定とはならず、変動する場合が多い。また、穿刺は、血管を避けながら穿刺針１ａを進入する状況で行なわれる場合もあり、かかる場合、穿刺針１ａが進入する角度は、変動する。また、穿刺アダプタを用いる場合であっても、同様の事が生じる。

　そこで、例えば、スキャン制御部１８１は、角度（β）の時間変化量「ｄβ／ｄｔ」を算出する。或いは、角度（β）の時間変化量は、検出部１８２が行なっても良い。そして、スキャン制御部１８１は、「ｄβ／ｄｔ」と角度変化量閾値「ＴＨ（β）」とを比較し、「ｄβ／ｄｔ≧ＴＨ（β）」である場合、オブリークスキャンの超音波送信方向数を増やす。

　例えば、図５Ｂに示すように、「ｎ」番目のフレームの合成画像データが生成された際に第２のスキャンで行なった複数のオブリーク角度が「｛α１、α２、α３｝＝｛１０度、２０度、３０度｝」であり、検出部１８２が算出した角度「β＝２８度」であったとする。更に、「ｎ－１」番目のフレームの合成画像データが生成された時の角度と、「ｎ」番目のフレームの合成画像データが生成された時の角度との間で算出された時間変化量（ｄβ／ｄｔ）が「ｄβ／ｄｔ≧ＴＨ（β）」であったとする。かかる場合、スキャン制御部１８１は、図５Ｂに示すように、「ｎ＋１」番目のフレームの合成画像データを生成するために行なう第２のスキャンで行なう複数のオブリーク角度を「｛α１、α２、α３、α４、α５｝＝｛１８度、２３度、２８度、３３度、３８度｝」に変更する。

　図５Ｂに示す一例では、スキャン制御部１８１は、「２０度」を中心として１０度間隔の３方向で行なった第２のスキャンを、「β＝２８度」を含み、「β＝２８度」を中心として５度間隔の５方向で行なう第２のスキャンに変更する。これにより、穿刺針１ａの角度が現状の２８度から数度変化しても、５方向のオブリーク画像データのいずれかに穿刺針１ａが高輝度で描出されるため、合成画像データにおける穿刺針１ａの視認性を確保することができる。

　ただし、スキャン制御部１８１は、第２のスキャンの条件変更に基づいて、変更後の第２のスキャンの超音波送受信条件を変更する。例えば、図５Ｂに示すように、オブリーク方向数が３方向から５方向に変更された場合、１フレームのオブリーク画像データを生成するための送受信ビームの密度を、現状の「３／５」にする。これにより、本実施形態では、合成画像のフレームレートを維持することができる。

　次に、図６を用いて、第１の実施形態に係る超音波診断装置の処理の一例について説明する。図６は、第１の実施形態に係る超音波診断装置の処理例を説明するためのフローチャートである。

　図６に示すように、第１の実施形態に係る超音波診断装置は、穿刺モードが開始されたか否かを判定する（ステップＳ１０１）。ここで、穿刺モードが開始されていない場合（ステップＳ１０１否定）、第１の実施形態に係る超音波診断装置は、穿刺モードが開始されるまで待機する。

　一方、穿刺モードが開始された場合（ステップＳ１０１肯定）、スキャン制御部１８１は、第１のスキャン及び第２のスキャンを実行するように超音波プローブ１を制御する（ステップＳ１０２）。

　そして、画像生成部１４は、第１の超音波画像データ及び第２の超音波画像データ群を生成する（ステップＳ１０３）。そして、検出部１８２は、第２の超音波画像データ群に対して、線分検出処理を行ない（ステップＳ１０４）、線分の角度、すなわち、穿刺針１ａの角度を算出する（ステップＳ１０５）。

　そして、選択部１８３ａは、角度に基づいて、第３の超音波画像データを選択し（ステップＳ１０６）、抽出部１８３ｂは、第３の超音波画像データの高輝度領域を抽出し、抽出部１８３ｂの制御により、画像生成部１４は、針画像データを生成する（ステップＳ１０７）。

　そして、画像合成部１６は、第１の超音波画像データと針画像データとの合成画像を生成し（ステップＳ１０８）、表示制御部１８４は、合成画像データを表示するように制御する（ステップＳ１０９）。

　そして、スキャン制御部１８１は、穿刺モードが終了したか否かを判定する（ステップＳ１１０）。ここで、穿刺モードが終了していない場合（ステップＳ１１０否定）、スキャン制御部１８１は、角度及び角度の時間変化量に応じて、オブリーク角度及びオブリーク方向数を決定する（ステップＳ１１１）。すなわち、スキャン制御部１８１は、角度及び角度の時間変化量に基づいて、オブリーク角度の変更を行なうか否か、オブリーク方向数の変更を行なうか否かを決定する。そして、スキャン制御部１８１は、オブリーク角度の変更を行なう場合は、変更後のオブリーク角度を決定し、オブリーク方向数の変更を行なう場合は、変更後のオブリーク方向数を決定する。

　そして、スキャン制御部１８１は、ステップＳ１１１で行なった決定処理結果に基づいて、第２のスキャンの送受信条件を決定し（ステップＳ１１２）、ステップＳ１０２に戻って、次のフレーム分の合成画像を生成するための第１のスキャン及び第２のスキャンが実行されるように制御する。

　一方、穿刺モードが終了した場合（ステップＳ１１０肯定）、超音波診断装置は、処理を終了する。なお、表示制御部１８４は、合成画像データとともに、第１の超音波画像データや第３の超音波画像データ、第２の超音波画像群等を並列表示させても良い。また、上記では、穿刺モードの終了判定がステップＳ１０９の合成画像表示後に実行される場合について説明した。しかし、第１の実施形態は、穿刺モードの終了判定がステップＳ１０２の第１のスキャン及び第２のスキャンが行なわれた後に実行される場合であっても良い。すなわち、第１のスキャン及び第２のスキャンは、ステップＳ１０３からステップＳ１０９の処理と並行して、順次実行される場合であっても良い。

　上述してきたように、第１の実施形態では、オブリーク画像データ内の線分を検出し、検出した線分の角度を算出することで、穿刺針１ａの映像化に最適なオブリーク角度を求める。そして、第１の実施形態では、算出した角度に最も近いオブリーク角度に対応するオブリーク画像データを、穿刺針１ａが高輝度で描出された領域が含まれる画像データとして選択する。そして、第１の実施形態では、選択したオブリーク画像データの高輝度領域を抽出することで、針画像データを生成し、第１の超音波画像データに合成する。

　例えば、針画像データを生成するために、オブリーク角度が異なる複数のオブリーク画像データデータの輝度値の分布から、穿刺針１ａが高輝度で描出された領域が含まれる画像データを選択ことも考えられる。しかし、かかる方法では、穿刺角度が不明な穿刺針１ａを高輝度で描出するために、複数のオブリーク角度で超音波を照射する必要がある。また、かかる方法では、必ずしも穿刺針１ａが高輝度で描出されている画像データを選択できるとは限らず、穿刺針１ａの輝度が低く、かつ、骨やアーチファクトが高輝度で描出されている画像データが選択されてしまう可能性がある。また、穿刺針１ａに位置センサを取り付けることで穿刺針１ａの位置及び角度を検出し、その角度に基づいて、オブリーク角度を決定することも考えられる。しかし、位置センサは、高額であり、全ての穿刺針１ａに位置センサを取り付けることは実用的ではない。また、操作者が、オブリーク角度を設定及び変更する仕組みを設け、画像データ中の穿刺針１ａが高輝度で描出されるオブリーク角度を設定することも考えられる。しかし、かかる操作は、穿刺手技中の操作としては煩雑であり、逆に、検査効率を下げる場合がある。また、穿刺手技中、操作者は、滅菌した手袋を装着していることが多い。このため、穿刺手技中に、装置の操作を行うことは現実的ではない。

　穿刺針１ａを最も高輝度で描出するためには、穿刺針１ａに対して垂直に超音波ビームを照射することが必要である。第１の実施形態では、穿刺針１ａが如何なる角度で挿入されていても、穿刺針１ａに対応する線分を画像処理により検出することで、穿刺針１ａに対して垂直となる超音波ビームの送信方向を直接求めることができる。従って、第１の実施形態では、穿刺針の角度によらず穿刺針の視認性を向上させることができる。

　また、第１の実施形態では、角度や角度の時間変化量に基づいて、第２のスキャンで行なう超音波送信方向や、方向数を変更する。これにより、穿刺角度が変動する場合であっても、穿刺針１ａに対して垂直方向に近い方向でのオブリーク画像データが撮像されることを保証することができる。また、第１の実施形態では、送信方向数の変更にともなって、走査線密度を変更することから、合成画像データのフレームレートを維持することができる。

（第２の実施形態）
　第２の実施形態では、第１の実施形態で説明した第１のスキャン及び第２のスキャンと同様のスキャン制御の後に行なわれる画像生成制御部１８３の処理の変形例について、図７を用いて説明する。図７は、第２の実施形態で行なわれる画像生成制御処理の概略を示す図である。

　第２の実施形態に係る超音波診断装置は、図１を用いて説明した第１の実施形態で説明した超音波診断装置と同様に構成される。ただし、第２の実施形態では、抽出部１８３ｂの処理が行なわれた後に、選択部１８３ａの処理が行なわれる点が第１の実施形態と異なる。以下、第１の実施形態と異なる点を中心に説明する。なお、以下の説明で、特に言及しない内容については、第１の実施形態で説明した内容が適用される。

　第２の実施形態では、画像生成制御部１８３は、第２の超音波画像群に基づく画像データ群を構成する各画像データに対して検出部１８２が算出した角度に基づいて、針画像データを生成するように画像生成部１４を制御する。

　具体的には、第２の実施形態に係る抽出部１８３ｂは、第２の超音波画像データ群を構成する各画像データに対して閾値処理を行なって、高輝度領域が抽出された候補画像データ群を生成するように画像生成部１４を制御する。具体的には、抽出部１８３ｂの制御により、画像生成部１４は、オブリーク画像データ内で、輝度値が高輝度領域抽出用の閾値より小さい画素の輝度値を「０」とする。これにより、画像生成部１４は、高輝度領域抽出用の閾値以上の輝度値を有する画素のみが高輝度で抽出された候補画像データを生成する。

　例えば、画像生成部１４は、「オブリーク角度：α１」の超音波画像データから「オブリーク角度：α１」の候補データを生成し、「オブリーク角度：α２」の超音波画像データから「オブリーク角度：α２」の候補データを生成し、「オブリーク角度：α３」の超音波画像データから「オブリーク角度：α３」の候補データを生成する（図７の（１）を参照）。

　そして、第２の実施形態に係る検出部１８２は、各候補画像データに対して線分検出処理を行なって、穿刺針の角度（β）を算出する（図７の（２）を参照）。

　そして、第２の実施形態に係る選択部１８３ａは、検出部１８２が算出した角度に基づいて、穿刺針１ａの映像化に適した方向で行なわれた超音波送信により生成された画像データを針画像データとして候補画像データ群から選択する（図７の（３）を参照）。すなわち、選択部１８３ａは、角度（β）に最も近いオブリーク角度の候補画像データを、針画像データとして選択する。

　そして、画像合成部１６は、合成処理により、第１の超音波画像データと針画像データとの合成画像データを生成する（図７の（４）を参照）。そして、表示制御部１８４は、合成画像データをモニタ２に表示するように制御する。なお、第２の実施形態で行なわれる合成処理は、第１の実施形態で説明した合成処理と同様に行なわれる。また、第２の実施形態でも、第１の実施形態で説明したオブリーク角度及びオブリーク方向数の変更処理及び超音波送受信条件の変更処理が行なわれる。

　次に、図８を用いて、第２の実施形態に係る超音波診断装置の処理の一例について説明する。図８は、第２の実施形態に係る超音波診断装置の処理例を説明するためのフローチャートである。

　図８に示すように、第２の実施形態に係る超音波診断装置は、穿刺モードが開始されたか否かを判定する（ステップＳ２０１）。ここで、穿刺モードが開始されていない場合（ステップＳ２０１否定）、第２の実施形態に係る超音波診断装置は、穿刺モードが開始されるまで待機する。

　一方、穿刺モードが開始された場合（ステップＳ２０１肯定）、スキャン制御部１８１は、第１のスキャン及び第２のスキャンを実行するように超音波プローブ１を制御する（ステップＳ２０２）。

　そして、画像生成部１４は、第１の超音波画像データ及び第２の超音波画像データ群を生成する（ステップＳ２０３）。そして、抽出部１８３ｂの制御により、画像生成部１４は、第２の超音波画像データ群から、高輝度領域が抽出された候補画像データ群を生成する（ステップＳ２０４）。そして、検出部１８２は、候補画像データ群に対して、線分検出処理を行ない（ステップＳ２０５）、線分の角度、すなわち、穿刺針１ａの角度を算出する（ステップＳ２０６）。

　そして、選択部１８３ａは、角度に基づいて、候補画像データ群から針画像データを選択する（ステップＳ２０７）。そして、画像合成部１６は、第１の超音波画像データと針画像データとの合成画像を生成し（ステップＳ２０８）、表示制御部１８４は、合成画像データを表示するように制御する（ステップＳ２０９）。

　そして、スキャン制御部１８１は、穿刺モードが終了したか否かを判定する（ステップＳ２１０）。ここで、穿刺モードが終了していない場合（ステップＳ２１０否定）、スキャン制御部１８１は、角度及び角度の時間変化量に応じて、オブリーク角度及びオブリーク方向数を決定する（ステップＳ２１１）。そして、スキャン制御部１８１は、ステップＳ２１１で行なった決定処理結果に基づいて、第２のスキャンの送受信条件を決定し（ステップＳ２１２）、ステップＳ２０２に戻って、次のフレーム分の合成画像を生成するための第１のスキャン及び第２のスキャンが実行されるように制御する。

　一方、穿刺モードが終了した場合（ステップＳ２１０肯定）、超音波診断装置は、処理を終了する。なお、表示制御部１８４は、合成画像データとともに、第１の超音波画像データや第２の超音波画像群、候補画像データ群等を並列表示させても良い。また、上記では、穿刺モードの終了判定がステップＳ２０９の合成画像表示後に実行される場合について説明した。しかし、第１の実施形態は、穿刺モードの終了判定がステップＳ２０２の第１のスキャン及び第２のスキャンが行なわれた後に実行される場合であっても良い。すなわち、第１のスキャン及び第２のスキャンは、ステップＳ２０３からステップＳ２０９の処理と並行して、順次実行される場合であっても良い。

　上述してきたように、第２の実施形態では、予め各オブリーク画像データ内の高輝度領域を抽出することで、針画像データとして選択可能な候補画像データ群を生成する。そして、第２の実施形態では、算出された角度に最も近いオブリーク角度に対応する候補画像データを、針画像データとして選択する。これによっても、穿刺針の角度によらず穿刺針の視認性を向上させることができる。

　なお、第２の実施形態では、第１の超音波画像データを構成する各画素の輝度値が、高輝度領域抽出用の閾値として用いられる場合であっても良い。また、第２の実施形態は、第２の超音波画像データ群を構成する各画像データから第１の超音波画像データを差分した画像データを候補画像データとする場合であっても良い。

（第３の実施形態）
　第３の実施形態では、第１及び第２の実施形態で説明した第２のスキャンとは異なる第２のスキャンを行なう場合について、図９等を用いて説明する。図９は、第３の実施形態で行なわれる画像生成制御処理の概略を示す図である。

　第３の実施形態に係る超音波診断装置は、図１を用いて説明した第１の実施形態で説明した超音波診断装置と同様に構成される。なお、以下の説明で、特に言及しない内容については、第１の実施形態等で説明した内容が適用される。

　第３の実施形態に係るスキャン制御部１８１は、第１及び第２の実施形態で説明した第１のスキャンを行なう。そして、第３の実施形態に係るスキャン制御部１８１は、第２のスキャンとして、振動子面に対して垂直方向を含む複数の方向それぞれで超音波送信を超音波プローブ１に実行させる。すなわち、第３の実施形態に係る第２のスキャンには、オブリーク角度「０度」のスキャンが含まれる。オブリーク角度「０度」は、通常、第１のスキャンで行なわれる第１の方向となる。例えば、オブリーク角度は、図９に示すように、４方向の場合「α１、α２、α３、α４」とし、α１を０度とする。これにより、画像生成部１４は、図９に例示するように、第２の超音波画像データ群として「オブリーク角度：α１＝０度」の超音波画像データ、「オブリーク角度：α２」の超音波画像データ、「オブリーク角度：α３」の超音波画像データ及び「オブリーク角度：α４」の超音波画像データを生成する。

　なお、第３の実施形態においても、第２のスキャンの超音波送受信条件は、第１の実施形態と同様に、グレーティングローブ等によるアーチファクトが発生することを可能な限り抑制し、かつ、穿刺針１ａからの受信信号が大きくなる設定にする。例えば、第２のスキャンの超音波送受信条件は、比較的低い周波数の送信波形を超音波プローブ１から送信し、受信信号の処理では、送信超音波の基本波成分を用いると設定される。

　そして、第３の実施形態に係る検出部１８２は、第２の超音波画像データ群の中で垂直方向以外の方向で行なわれた超音波送受信により生成された各画像データに対して、線分検出処理及び角度検出処理を行なう。例えば、検出部１８２は、「オブリーク角度：α２」の超音波画像データ、「オブリーク角度：α３」の超音波画像データ及び「オブリーク角度：α４」の超音波画像データを対象として、角度（β）を算出する（図９の（１）を参照）。

　そして、第３の実施形態に係る選択部１８３ａは、検出部１８２が算出した角度（β）に基づいて、第２の超音波画像データ群の中で「オブリーク角度：０度」以外の複数のオブリーク画像データから、第１の実施形態で説明したように、第３の超音波画像データを選択する。

　そして、第３の実施形態に係る抽出部１８３ｂは、第３の超音波画像データと「オブリーク角度が０度のオブリーク画像データ」に基づいて、高輝度領域（穿刺針領域）を抽出する（図９の（３）を参照）。そして、抽出部１８３ｂは、抽出した穿刺針領域を用いて針画像データを生成するように画像生成部１４を制御する。

　第１の実施形態では、第３の超音波画像データとして選択されたオブリーク画像データから高輝度領域（穿刺針領域）を抽出していた。しかし、第１の実施形態では、高反射体の生体組織が描出された領域が高輝度領域として抽出され、針画像データのノイズとなる可能性がある。一方、第３の超音波画像データと同じ送受信条件で生成された「オブリーク角度が０度のオブリーク画像データ」には、穿刺針１ａに起因する高輝度領域が含まれる可能性が低いが、高反射体の生体組織に起因する高輝度領域が含まれる可能性が高い。

　そこで、第３の実施形態に係る抽出部１８３ｂは、「オブリーク角度が０度のオブリーク画像データ」を用いることで、針画像データの生成に用いる高輝度領域にノイズが含まれないように、以下に説明する抽出処理を行なう。

　抽出部１８３ｂは、第３の超音波画像データと「オブリーク角度が０度のオブリーク画像データ」の輝度値を画素単位で比較する。そして、抽出部１８３ｂは、「オブリーク角度が０度のオブリーク画像データ」の方が大きい輝度値の画素を「０」とする。また、抽出部１８３ｂは、第３の超音波画像データの方が大きい輝度値の画素を、そのまま高輝度領域を構成する画素とする。そして、抽出部１８３ｂは、第３の超音波画像データを構成する画素で、輝度値を「０」とする画素の位置を画像生成部１４に通知する。これにより、画像生成部１４は、図９に示すように、第３の超音波画像データの高輝度領域（穿刺針領域）が抽出された針画像データを生成する。

　なお、抽出部１８３ｂは、第３の超音波画像データの輝度値から「オブリーク角度が０度のオブリーク画像データ」の輝度値を画素単位で差分した画像データを針画像データとして生成させても良い。また、抽出部１８３ｂは、第３の超音波画像データの輝度値と「オブリーク角度が０度のオブリーク画像データ」の輝度値とを画素単位で、重み付け加減算を行なった画像データを針画像データとして生成させても良い。

　そして、画像合成部１６は、合成処理により、第１の超音波画像データと針画像データとの合成画像データを生成する（図９の（４）を参照）。そして、表示制御部１８４は、合成画像データをモニタ２に表示するように制御する。なお、第２の実施形態で行なわれる合成処理は、第１の実施形態で説明した合成処理と同様に行なわれる。

　なお、画素単位で輝度値を比較して第３の超音波画像データの穿刺針領域を抽出する場合、抽出部１８３ｂは、第３の超音波画像データの輝度値を低下した画像データを用いて、穿刺針領域の抽出処理を行なうことが好適である。例えば、抽出部１８３ｂは、第３の超音波画像のゲインを「オブリーク角度が０度のオブリーク画像」に対して低めにする。これにより、第３の超音波画像データ中の生体組織に対応する画素の輝度値が、輝度値比較により、確実に「０」になり、高輝度な穿刺針だけを残すことができる。

　オブリークスキャンでは、一般的な設定では、超音波診断装置は、各オブリーク画像データの全体輝度が略同一となるように、ゲイン調整やダイナミックレンジ調整を行なって、輝度調整を行なっている。そこで、第３の超音波画像データの輝度値と「オブリーク角度が０度のオブリーク画像データ」の輝度値とを画素単位で比較する際に、あえて、第３の超音波画像のゲインを下げることで、第３の超音波画像データの穿刺針領域を精度良く抽出することができる。

　なお、第３の実施形態でも、第１の実施形態で説明したオブリーク角度及びオブリーク方向数の変更処理及び超音波送受信条件の変更処理が行なわれる。

　例えば、１フレームの合成画像データが生成された際に第２のスキャンで行なった複数のオブリーク角度が「｛α１、α２、α３、α４｝＝｛０度、１０度、２０度、３０度｝」であり、検出部１８２が算出した角度「β＝２８度」であったとする。かかる場合、スキャン制御部１８１は、次のフレームの合成画像データを生成するために行なう第２のスキャンで行なう複数のオブリーク角度を「｛α１、α２、α３、α４｝＝｛０度、２３度、２８度、３３度｝」に変更する。

　また、例えば、「ｎ」番目のフレームの合成画像データが生成された際に第２のスキャンで行なった複数のオブリーク角度が「｛α１、α２、α３、α４｝＝｛０度、１０度、２０度、３０度｝」であり、検出部１８２が算出した角度「β＝２８度」であったとする。更に、「ｎ－１」番目のフレームの合成画像データが生成時の角度と、「ｎ」番目のフレームの合成画像データが生成時の角度との間で算出された時間変化量（ｄβ／ｄｔ）が「ｄβ／ｄｔ≧ＴＨ（β）」であったとする。かかる場合、スキャン制御部１８１は、「ｎ＋１」番目のフレームの合成画像データを生成するために行なう第２のスキャンで行なう複数のオブリーク角度を「｛α１、α２、α３、α４、α５、α６｝＝｛０度、１８度、２３度、２８度、３３度、３８度｝」に変更する。

　かかる場合、スキャン制御部１８１は、オブリーク方向数が４方向から６方向に変更されたことから、１フレームのオブリーク画像データを生成するための送受信ビームの密度を、現状の「４／６」にする。これにより、本実施形態では、合成画像のフレームレートを維持することができる。

　なお、第３の実施形態に係る超音波診断装置が行なう処理は、図６を用いて説明した第１の実施形態に係る超音波診断装置が行なう処理と比較して、以下の点が異なる。すなわち、第３の実施形態では、図６のステップＳ１０２において第２のスキャンがオブリーク角度「０度」を含む点が、第１の実施形態と比較して異なる。また、第３の実施形態では、図６のステップＳ１０４において線分検出処理が「オブリーク角度が０度のオブリーク画像」以外の第２の超音波画像データ群を対象とする点が、第１の実施形態と比較して異なる。また、第３の実施形態に係る超音波診断装置が行なう処理は、図６のステップＳ１０７の処理に、「オブリーク角度が０度のオブリーク画像」が用いられる点が、第１の実施形態と比較して異なる。

　上述してきたように、第３の実施形態では、「オブリーク角度が０度のオブリーク画像」を用いた画素間での輝度値比較を行なうことで、第３の超音波画像データから抽出される高輝度領域にノイズ成分が含まれてしまうことを回避できる。これにより、第３の実施形態では、穿刺針の視認性を更に向上させることができる。

　また、第３の実施形態では、第３の超音波画像データの輝度値を低下させたうえで、高輝度領域の抽出を行なうので、確実に穿刺針領域を抽出することができる。

（第４の実施形態）
　第４の実施形態では、第３の実施形態で説明した第１のスキャン及び第２のスキャンと同様のスキャン制御の後に行なわれる画像生成制御部１８３の処理の変形例について、図７を用いて説明する。図１０は、第４の実施形態で行なわれる画像生成制御処理の概略を示す図である。

　第４の実施形態に係る超音波診断装置は、図１を用いて説明した第１の実施形態で説明した超音波診断装置と同様に構成される。ただし、第４の実施形態では、抽出部１８３ｂの処理が行なわれた後に、選択部１８３ａの処理が行なわれる点が第３の実施形態と異なる。以下、第３の実施形態と異なる点を中心に説明する。なお、以下の説明で、特に言及しない内容については、第１の実施形態等で説明した内容が適用される。

　まず、第４の実施形態でも、第３の実施形態と同様に、第２のスキャンとして、振動子面に対して垂直方向を含む複数の方向それぞれで超音波送信が行なわれる。これにより、画像生成部１４は、例えば、図１０に示すように、第２の超音波画像データ群として「オブリーク角度：α１＝０度」の超音波画像データ、「オブリーク角度：α２」の超音波画像データ、「オブリーク角度：α３」の超音波画像データ及び「オブリーク角度：α４」の超音波画像データを生成する。

　そして、第４の実施形態では、画像生成制御部１８３は、第２の超音波画像群に基づく画像データ群を構成する各画像データに対して検出部１８２が算出した角度に基づいて、針画像データを生成するように画像生成部１４を制御する。

　具体的には、第４の実施形態に係る抽出部１８３ｂは、第２の超音波画像データ群の中で垂直方向以外の方向で行なわれた超音波送受信により生成された各画像データから、第２のスキャンとして垂直方向で行なわれた超音波送受信により生成された画像データを差分した画像データ群を、候補画像データ群として生成するように画像生成部１４を制御する。

　すなわち、画像生成部１４は、抽出部１８３ｂの制御により、「オブリーク角度が０度以外のオブリーク角度のオブリーク画像データ」の輝度値から「オブリーク角度が０度のオブリーク画像データ」の輝度値を画素単位で差分することで、高輝度領域が抽出された候補画像データ群（差分画像データ群）を生成する（図１０の（１）を参照）。なお、画像生成部１４は、差分値が負となる画素を「０」とする。

　「オブリーク角度が０度以外のオブリーク角度のオブリーク画像データ」は、穿刺針１ａが良好に映像化されている可能性のある画像データである。また、「オブリーク角度が０度のオブリーク画像データ」は、第２のスキャンの超音波送受信条件では、生体組織が良好に映像化されている画像データである。従って、上記の差分処理により生成された候補画像データ群を構成する複数の画像データには、穿刺針領域に対応する高輝度領域が抽出された画像データが含まれている。かかる画像データ群は、第３の実施形態で説明した画素単位で輝度値を比較することで生成される針画像データとして選択可能な画像データを含む画像データ群となる。

　従って、第４の実施形態では、候補画像データ群のいずれかの候補画像データが針画像データとして選択される。このことから、第４の実施形態では、第３の実施形態で第３の超音波画像データに対して行なった輝度値調整処理を、「オブリーク角度が０度以外のオブリーク角度のオブリーク画像データ」に対して行なうことが望ましい。

　すなわち、第４の実施形態に係る抽出部１８３ｂは、第２の超音波画像データ群の中で垂直方向以外の方向で行なわれた超音波送受信により生成された各画像データの輝度値を低下した画像データを用いて、候補画像データ群を生成するように画像生成部１４を制御する。これにより、候補画像データの高輝度領域にノイズ成分が含まれることを確実に回避できる。

　そして、第４の実施形態に係る検出部１８２は、各候補画像データに対して線分検出処理を行なって、穿刺針の角度（β）を算出する（図１０の（２）を参照）。

　そして、第４の実施形態に係る選択部１８３ａは、検出部１８２が算出した角度に基づいて、穿刺針１ａの映像化に適した方向で行なわれた超音波送信により生成された画像データを針画像データとして候補画像データ群から選択する（図１０の（３）を参照）。すなわち、選択部１８３ａは、角度（β）に最も近いオブリーク角度の候補画像データを、針画像データとして選択する。

　そして、画像合成部１６は、合成処理により、第１の超音波画像データと針画像データとの合成画像データを生成する（図１０の（４）を参照）。そして、表示制御部１８４は、合成画像データをモニタ２に表示するように制御する。なお、第４の実施形態で行なわれる合成処理は、第１の実施形態で説明した合成処理と同様に行なわれる。また、第４の実施形態でも、第３の実施形態で説明したオブリーク角度及びオブリーク方向数の変更処理及び超音波送受信条件の変更処理が行なわれる。

　なお、第４の実施形態に係る超音波診断装置が行なう処理は、図８を用いて説明した第２の実施形態に係る超音波診断装置が行なう処理と比較して、以下の点が異なる。すなわち、第４の実施形態では、図８のステップＳ２０２において第２のスキャンがオブリーク角度「０度」を含む点が、第２の実施形態と比較して異なる。また、第４の実施形態では図８のステップＳ２０４の処理が「オブリーク角度が０度のオブリーク画像データ」を用いて「オブリーク角度が０度以外のオブリーク角度のオブリーク画像データ」から候補画像データ群が生成される点が、第２の実施形態と比較して異なる。

　上述してきたように、第４の実施形態では、予め「オブリーク角度が０度のオブリーク画像データ」を用いて「オブリーク角度が０度以外のオブリーク角度のオブリーク画像データ」内の高輝度領域を抽出することで、針画像データとして選択可能な候補画像データ群を生成する。そして、第４の実施形態では、算出された角度に最も近いオブリーク角度に対応する候補画像データを、針画像データとして選択する。これによっても、穿刺針の角度によらず穿刺針の視認性を向上させることができる。

　また、第４の実施形態では、「オブリーク角度が０度以外のオブリーク角度のオブリーク画像データ」の輝度値を低下させたうえで、「オブリーク角度が０度のオブリーク画像データ」を用いた高輝度領域の抽出を行なうので、確実に穿刺針領域を抽出することができる。

（第５の実施形態）
　第５の実施形態では、上述した第１の実施形態～第４の実施形態の変形例について、図１１～図１３を用いて説明する。図１１～図１３は、第５の実施形態を説明するための図である。

　第１の実施形態～第４の実施形態では、検出された線分から算出された角度に基づいて、針画像データが生成される場合について説明した。しかし、針画像データは、検出された線分に基づいて、生成される場合であっても良い。

　また、第１の実施形態～第４の実施形態では、超音波画像データを用いて穿刺針１ａが描出された針画像データを生成する場合について説明した。すなわち、第１の実施形態及び第３の実施形態では、第３の超音波画像データの穿刺針１ａに対応する領域を用いて針画像データが生成される。また、第２の実施形態及び第４の実施形態では、候補画像データ群から針画像データが選択される。しかし、針画像データは、穿刺針１ａに対応する人工的なマーカを描画することで生成される場合であっても良い。

　以下、第５の実施形態で行なわれる３つの変形例について説明する。第１変形例では、画像生成制御部１８３は、第２の超音波画像データ群に対して検出部１８２が検出した線分に基づくマーカを描画した画像データを、針画像データとして生成するように画像生成部１４を制御する。図１１に示す第２の超音波画像データ群は、図３に示す第２の超音波画像データ群と同じ画像データ群である。検出部１８２は、図１１に示すように、「オブリーク角度：α１」の超音波画像データについては、線分検出が不可と判定する。また、検出部１８２は、図１１に示すように、「オブリーク角度：α２」の超音波画像データから、線分１００を検出する。また、検出部１８２は、図１１に示すように、「オブリーク角度：α３」の超音波画像データから、線分１０１を検出する。

　ここで、画像生成制御部１８３は、線分の長さに対する閾値（以下、ＴＨＬ）以上を用いて、マーカ作成に用いる線分を選択する。仮に、線分１００の長さが「ＴＨＬ」以上であり、線分１０１の長さが「ＴＨＬ」以上であったとする。かかる場合、画像生成制御部１８３は、線分１００及び線分１０１に基づくマーカを描画するように画像生成部１４を制御する。例えば、画像生成制御部１８３は、線分１００の長さと線分１０１の長さとの平均値を、マーカの長さとする。また、例えば、画像生成制御部１８３は、線分１００に対応する領域の平均輝度値と、線分１０１に対応する領域の平均輝度値とを比較し、値が高い線分にマーカを配置すると決定する。図１１に例示する場合では、画像生成制御部１８３は、線分１０１にマーカを配置すると決定する。

　これにより、図１１に示すように、線分１００及び線分１０１に基づく線分１０２が決定される。そして、画像生成部１４は、図１１に示すように、線分１０２に対応する位置にマーカを描画する。そして、画像生成部１４は、マーカを描画した画像データを針画像データとして画像合成部１６に出力する。或いは、画像生成部１４は、「オブリーク角度：α２」の超音波画像データと、「オブリーク角度：α３」の超音波画像データと、マーカとを重畳した画像データを、針画像データとして画像合成部１６に出力しても良い。かかる場合、画像生成部１４は、マーカの重畳対象として、「オブリーク角度：α２」の超音波画像データと「オブリーク角度：α３」の超音波画像データとの加算画像データ、又は、加算平均画像データ、又は、重み付け加算画像データを用いる。重み付け加算を行なう場合、重みは、例えば、線分に対応する領域の平均輝度値に基づいて決定される。

　なお、線分１０１の長さが、「ＴＨＬ」以上であり、線分１００の長さが、「ＴＨＬ」より短い場合、線分１０１に基づくマーカが描画される。

　第２変形例では、画像生成制御部１８３は、第２の超音波画像データ群に対して検出部１８２が取得した線分及び角度に基づくマーカを描画した画像データを、針画像データとして生成するように画像生成部１４を制御する。図１２に示す第２の超音波画像データ群は、図１１に示す第２の超音波画像データ群と同じ画像データ群である。また、図１２に示す線分１００及び線分１０１は、図１１に示す線分１００及び線分１０１と同じものである。

　検出部１２は、図１２に示すように、更に、線分１００の角度「β２」を算出し、線分１０１の角度「β３」を算出する。仮に、線分１００の長さが「ＴＨＬ」以上であり、線分１０１の長さが「ＴＨＬ」以上であったとする。かかる場合、画像生成制御部１８３は、線分１００及び線分１０１と、角度「β２」及び角度「β３」とに基づくマーカを描画するように画像生成部１４を制御する。例えば、画像生成制御部１８３は、線分１００の長さと線分１０１の長さとの平均値を、マーカの長さとする。また、例えば、画像生成制御部１８３は、角度「β２」と角度「β３」との平均角度を、マーカの角度とする。また、画像生成制御部１８３は、マーカにおける深部の端点を、例えば、平均輝度値が高い線分１０１における深部の端点に設定する。

　これにより、図１２に示すように、線分１００及び線分１０１と、角度「β２」及び角度「β３」とに基づく線分１０３が決定される。そして、画像生成部１４は、図１１に示すように、線分１０３に対応する位置にマーカを描画する。そして、画像生成部１４は、マーカを描画した画像データを針画像データとして画像合成部１６に出力する。或いは、画像生成部１４は、「オブリーク角度：α２」の超音波画像データと、「オブリーク角度：α３」の超音波画像データと、マーカとを重畳した画像データを、針画像データとして画像合成部１６に出力しても良い。重畳処理を行なう場合は、上記の処理と同様の処理が適用される。

　なお、角度算出を行なう場合、第３の超音波画像データのみを用いて処理が行なわれても良い。かかる場合、第３の超音波画像データである「オブリーク角度：α３」の超音波画像データで検出された線分１０１に基づくマーカが描画されることになる。また、図１１及び図１２を用いて説明した第２の超音波画像データ群を対象とする処理は、第３の実施形態で説明した第２のスキャンが行なわれる場合であっても適用可能である。

　第３変形例では、画像生成制御部１８３は、第２の実施形態や第３の実施形態で説明した候補画像データ群に対して検出部１８２が取得した線分及び角度に基づくマーカを描画した画像データを、針画像データとして生成するように画像生成部１４を制御する。図１３に示す候補画像データ群は、図７に示す候補画像データ群と同じ画像データ群である。

　検出部１８２は、図１３に示すように、「オブリーク角度：α１」の候補画像データについては、線分検出が不可と判定する。また、検出部１８２は、図１３に示すように、「オブリーク角度：α２」の候補画像データから、線分２００を検出する。また、検出部１８２は、図１３に示すように、「オブリーク角度：α３」の候補画像データから、線分２０１を検出する。

　そして、検出部１２は、図１３に示すように、線分２００の角度「β２０」を算出し、線分２０１の角度「β３０」を算出する。仮に、線分２００の長さが「ＴＨＬ」以上であり、線分２０１の長さが「ＴＨＬ」以上であったとする。かかる場合、画像生成制御部１８３は、線分２００及び線分２０１と、角度「β２０」及び角度「β３０」とに基づくマーカを描画するように画像生成部１４を制御する。例えば、画像生成制御部１８３は、線分２００の長さと線分２０１の長さとの平均値を、マーカの長さとする。また、例えば、画像生成制御部１８３は、角度「β２０」と角度「β３０」との平均角度を、マーカの角度とする。また、画像生成制御部１８３は、マーカにおける深部の端点を、例えば、平均輝度値が高い線分２０１における深部の端点に設定する。

　これにより、図１３に示すように、線分２００及び線分２０１と、角度「β２０」及び角度「β３０」とに基づく線分２０３が決定される。そして、画像生成部１４は、図１３に示すように、線分２０３に対応する位置にマーカを描画する。そして、画像生成部１４は、マーカを描画した画像データを針画像データとして画像合成部１６に出力する。或いは、画像生成部１４は、「オブリーク角度：α２」の候補画像データと「オブリーク角度：α３」の候補画像データとマーカとを重畳した画像データを、針画像データとして画像合成部１６に出力しても良い。なお、重畳処理を行なう場合は、上記の処理と同様の処理が適用される。

　なお、図１３に示す処理は、第２の実施形態及び第４の実施形態において針画像データとして選択された候補画像データのみを用いて行なわれても良い。かかる場合、例えば、針画像データとして選択された「オブリーク角度：α３」の候補画像データで検出された線分２０１に基づくマーカが描画されることになる。

　上記のように、穿刺針１ａを示す人工的なマーカを描画した針画像データを用いる場合であっても、穿刺針の角度によらず穿刺針の視認性を向上させることができる。

　なお、第１の実施形態～第５の実施形態で説明した図示した各装置の各構成要素は機能概念的なものであり、必ずしも物理的に図示の如く構成されていることを要しない。すなわち、各装置の分散・統合の具体的形態は図示のものに限られず、その全部又は一部を、各種の負荷や使用状況等に応じて、任意の単位で機能的又は物理的に分散・統合して構成することができる。さらに、各装置にて行なわれる各処理機能は、その全部又は任意の一部が、ＣＰＵ及び当該ＣＰＵにて解析実行されるプログラムにて実現され、あるいは、ワイヤードロジックによるハードウェアとして実現され得る。

　また、第１の実施形態～第５の実施形態で説明した画像処理方法は、あらかじめ用意された画像処理プログラムをパーソナルコンピュータやワークステーションなどのコンピュータで実行することによって実現することができる。この画像処理プログラムは、インターネットなどのネットワークを介して配布することができる。また、この画像処理プログラムは、ハードディスク、フレキシブルディスク（ＦＤ）、ＣＤ－ＲＯＭ、ＭＯ、ＤＶＤ、ＵＳＢメモリ及びＳＤカードメモリ等のＦｌａｓｈメモリ等、コンピュータで読み取り可能な非一時的な記録媒体に記録され、コンピュータによって非一時的な記録媒体から読み出されることによって実行することもできる。

　以上、説明したとおり、第１の実施形態～第５の実施形態によれば、穿刺針の角度によらず穿刺針の視認性を向上させることができる。

　本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれると同様に、請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれるものである。

Claims (18)

1. 　穿刺針が挿入された被検体を超音波スキャンする際に、前記被検体の組織の映像化を目的として振動子面に対して第１の方向に超音波送信を行なう第１のスキャンと、振動子面に対して複数の方向それぞれで超音波送信を行なう第２のスキャンとを超音波プローブに実行させるスキャン制御部と、
   　前記第１のスキャンにより前記超音波プローブが受信した反射波を用いて第１の超音波画像データを生成し、前記第２のスキャンにより前記超音波プローブが受信した反射波を用いて前記複数の方向ごとの超音波画像データで構成される第２の超音波画像データ群を生成する画像生成部と、
   　前記第２の超音波画像データ群に基づいて線分を検出する検出部と、
   　前記検出部が検出した線分に関する情報に基づいて、前記穿刺針が描出された針画像データを生成するように前記画像生成部を制御する画像生成制御部と、
   　前記第１の超音波画像データと前記針画像データとの合成画像データを生成する画像合成部と、
   　前記合成画像データを所定の表示部に表示するように制御する表示制御部と、
   　を備える、超音波診断装置。
2. 　前記検出部は、更に、前記第２の超音波画像データ群に基づいて算出した線分の角度を算出し、
   　前記画像生成制御部は、前記検出部が算出した角度に基づいて、前記針画像データを生成するように前記画像生成部を制御する、請求項１に記載の超音波診断装置。
3. 　前記画像生成制御部は、
   　前記第２の超音波画像データ群を構成する各画像データに対して前記検出部が算出した角度に基づいて、前記穿刺針の映像化に適した方向で行なわれた超音波送信により生成された画像データを第３の超音波画像データとして前記第２の超音波画像データ群から選択する選択部と、
   　前記第３の超音波画像データの高輝度領域を穿刺針領域として抽出し、抽出した穿刺針領域を用いて前記針画像データを生成するように前記画像生成部を制御する抽出部と、
   　を備える、請求項２に記載の超音波診断装置。
4. 　前記スキャン制御部は、前記第２のスキャンとして、振動子面に対して垂直方向を含む複数の方向それぞれで超音波送信を前記超音波プローブに実行させ、
   　前記選択部は、前記第２の超音波画像データ群の中で前記垂直方向以外の方向で行なわれた超音波送受信により生成された各画像データに対して前記検出部が算出した角度に基づいて、前記第３の超音波画像データを選択し、
   　前記抽出部は、前記第３の超音波画像データと前記第２のスキャンとして前記垂直方向で行なわれた超音波送受信により生成された画像データとに基づいて、前記穿刺針領域を抽出する、請求項３に記載の超音波診断装置。
5. 　前記抽出部は、前記第３の超音波画像データの輝度値を低下した画像データを用いて、前記穿刺針領域の抽出処理を行なう、請求項４に記載の超音波診断装置。
6. 　前記画像生成制御部は、
   　前記第２の超音波画像データ群を構成する各画像データに対して閾値処理を行なって、高輝度領域が抽出された候補画像データ群を生成するように前記画像生成部を制御する抽出部と、
   　前記候補画像データ群を構成する各画像データに対して前記検出部が算出した角度に基づいて、前記穿刺針の映像化に適した方向で行なわれた超音波送信により生成された画像データを前記針画像データとして前記候補画像データ群から選択する選択部と、
   　を備える、請求項２に記載の超音波診断装置。
7. 　前記スキャン制御部は、前記第２のスキャンとして、振動子面に対して垂直方向を含む複数の方向それぞれで超音波送信を前記超音波プローブに実行させ、
   　前記抽出部は、前記第２の超音波画像データ群の中で前記垂直方向以外の方向で行なわれた超音波送受信により生成された各画像データから、前記第２のスキャンとして前記垂直方向で行なわれた超音波送受信により生成された画像データを差分した画像データ群を、前記候補画像データ群として生成するように前記画像生成部を制御する、請求項６に記載の超音波診断装置。
8. 　前記抽出部は、前記第２の超音波画像データ群の中で前記垂直方向以外の方向で行なわれた超音波送受信により生成された各画像データの輝度値を低下した画像データを用いて、前記候補画像データ群を生成するように前記画像生成部を制御する、請求項７に記載の超音波診断装置。
9. 　前記選択部は、前記検出部が算出した角度に基づいて、前記穿刺針に対して最も垂直に近い角度となる方向で行なわれた超音波送信により生成された画像データを選択する、請求項３に記載の超音波診断装置。
10. 　前記選択部は、前記検出部が算出した角度に基づいて、前記穿刺針に対して最も垂直に近い角度となる方向で行なわれた超音波送信により生成された画像データを選択する、請求項６に記載の超音波診断装置。
11. 　前記スキャン制御部は、前記検出部が算出した角度に基づいて、前記第２のスキャンで行なわれる超音波送信の方向を変更する、請求項２に記載の超音波診断装置。
12. 　前記スキャン制御部は、前記検出部が算出した角度の時間変化量に基づいて、前記第２のスキャンで行なわれる超音波送信の方向数を変更する、請求項２に記載の超音波診断装置。
13. 　前記スキャン制御部は、前記第２のスキャンの条件変更に基づいて、変更後の第２のスキャンの超音波送受信条件を変更する、請求項１１に記載の超音波診断装置。
14. 　前記スキャン制御部は、前記第２のスキャンの条件変更に基づいて、変更後の第２のスキャンの超音波送受信条件を変更する、請求項１２に記載の超音波診断装置。
15. 　前記画像生成制御部は、前記第２の超音波画像データ群に対して前記検出部が検出した線分に基づくマーカを描画した画像データを。前記針画像データとして生成するように前記画像生成部を制御する、請求項１に記載の超音波診断装置。
16. 　前記画像生成制御部は、前記第２の超音波画像データ群に対して前記検出部が取得した線分及び角度に基づくマーカを描画した画像データを、前記針画像データとして生成するように前記画像生成部を制御する、請求項２に記載の超音波診断装置。
17. 　前記画像生成制御部は、前記候補画像データ群に対して前記検出部が取得した線分及び角度に基づくマーカを描画した画像データを、前記針画像データとして生成するように前記画像生成部を制御する、請求項６に記載の超音波診断装置。
18. 　スキャン制御部が、穿刺針が挿入された被検体を超音波スキャンする際に、前記被検体の組織の映像化を目的として振動子面に対して第１の方向に超音波送信を行なう第１のスキャンと、振動子面に対して複数の方向それぞれで超音波送信を行なう第２のスキャンとを超音波プローブに実行させ、
    　画像生成部が、前記第１のスキャンにより前記超音波プローブが受信した反射波を用いて第１の超音波画像データを生成し、前記第２のスキャンにより前記超音波プローブが受信した反射波を用いて前記複数の方向ごとの超音波画像データで構成される第２の超音波画像データ群を生成し、
    　検出部が、前記第２の超音波画像データ群に基づいて線分を検出し、
    　画像生成制御部が、前記検出部が検出した線分に関する情報に基づいて、前記穿刺針が描出された針画像データを生成するように前記画像生成部を制御し、
    　画像合成部が、前記第１の超音波画像データと前記針画像データとの合成画像データを生成し、
    　表示制御部が、前記合成画像データを所定の表示部に表示するように制御する、
    　ことを含む、画像処理方法。

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