JP2000325347A

JP2000325347A - 超音波診断装置および３次元画像データの再構築方法

Info

Publication number: JP2000325347A
Application number: JP11143454A
Authority: JP
Inventors: Naohisa Kamiyama; 直久神山
Original assignee: Toshiba Corp
Current assignee: Toshiba Corp
Priority date: 1999-05-24
Filing date: 1999-05-24
Publication date: 2000-11-28

Abstract

(57)【要約】【課題】プローブを手動で移動させてスキャンすると
き、移動速度に大小、むらなどがあっても、空間位置を
加味した無駄の無い断層像の状態で３次元画像データを
収集し、画像再構築に供する。【解決手段】被検体の３次元領域を超音波ビームで断面
毎にスキャンしてエコー信号を収集するスキャン手段
（１２、２１、２２、３２等）と、このエコー信号から
３次元画像データを生成するデータ生成手段（２４〜２
７）とを備える。スキャン手段によって３次元領域をス
キャンするときの断面それぞれの空間的位置情報を検出
する位置情報検出手段（１５、３０、３１）と、この空
間的位置情報に基づいて３次元画像データを形成する各
データの空間的配置を最適化する最適化手段（２６）と
を備える。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、被検体の３次元領
域をスキャンして３次元画像を提供する超音波診断装置
および３次元画像データの再構築方法に係り、３次元画
像データを再構築するのに必要十分なデータと空間的位
置との関連に着目した超音波診断に関する。

【０００２】本発明の実施に適した典型例は、被検体に
超音波造影剤を投与し、この造影剤からの反射超音波信
号を含む受信信号を用いて断層像を得るコントラストエ
コー法で、とくに、超音波造影剤の主要成分である微小
気泡の存在をより効果的に画像化することができる態様
であるが、本発明は、必ずしもこれに限定されるもので
はない。

【０００３】

【従来の技術】超音波信号の医学的な応用は種々の分野
にわたり、超音波診断装置のその１つである。超音波診
断装置は被検体との間で超音波信号の送受を行い、これ
により画像信号を得る装置であり、超音波信号の非侵襲
性を利用して種々の態様で使用されている。この超音波
診断装置の主流は、超音波パルス反射法を用いて生体の
軟部組織の断層像を得るタイプである。この撮像法は非
侵襲で組織の断層像を得ることができ、Ｘ線診断装置、
Ｘ線ＣＴスキャナ、ＭＲＩ装置、および核医学診断装置
など、ほかの医用モダリティに比べて、リアルタイム表
示が可能、装置が小形で比較的安価、Ｘ線などの被曝が
無い、超音波ドプラ法に拠り血流イメージングができる
など、多くの利点を有している。

【０００４】このため心臓、腹部、乳腺、泌尿器、およ
び産婦人科などの診断において広く利用されている。特
に、超音波プローブを体表に当てるだけの簡単な操作に
より、心臓の拍動や胎児の動きをリアルタイムに観察で
き、また被曝なども無いことから何度も繰り返して検査
できる。さらに、装置をベッドサイドに移動させて行っ
て、そこで容易に検査を行うできる等、種々の利点も持
ち合わせている。

【０００５】この超音波診断装置の分野において、最近
では、心臓や腹部臓器などの検査を実施する際、静脈か
ら超音波造影剤（以下、造影剤という）を注入して血流
動態の評価を行うコントラストエコー法が注目を浴びて
いる。造影剤を静脈から注入する手法は、造影剤を動脈
から注入する動脈投与型造影エコー法に比べて、侵襲性
が低く、この評価法による診断が普及しつつある。造影
剤の主要成分は微小気泡（マイクロバブル）であり、こ
れが超音波信号を反射する反射源になっている。造影剤
の注入量や濃度が高いほど造影効果も大きくなるが、造
影剤の気泡の性質上、超音波照射によって造影効果時間
が短縮するなどの事態も発生する。このような状況に鑑
み、近年、持続性および耐圧型の造影剤も開発されてい
るが、造影剤が体内に長く止まることは侵襲性の増大に
つながる懸念もある。

【０００６】このコントラストエコー法を実施する場
合、被検体部位の関心領域には血流によって造影剤が次
々に供給される。このため、超音波を照射して一度、気
泡を消失させても、次の超音波照射の時点では新しい気
泡がその関心領域に流入していれば造影効果は維持され
ると想定される。しかし、実際には、超音波の送受信は
通常、１秒間に数千回行われること、および、血流速度
の遅い臓器実質や比較的細い血管の血流動態が存在する
ことを考えると、これらの診断画像上では造影剤による
輝度増強を確認する前に次々と気泡が消失し、造影効果
が瞬時に減弱することになる。

【０００７】このコントラストエコー法はまた、超音波
エコー信号の非基本波成分を用いて画像化するハーモニ
ックイメージング法によって更に効果的に実施できる。
ハーモニックイメージング法は、造影剤の主要成分であ
る微小気泡が超音波励起されたときに生じる非線形挙動
に因る非基本波成分のみを分離して検出するイメージン
グ法である。具体的には、例えば、２．５ＭＨｚで周波
数で超音波信号を送信したときには、そのエコー信号の
各成分の内、５ＭＨｚの成分が抽出して画像化される。
生体臓器は比較的、非線形挙動を起こし難いため、５Ｍ
Ｈｚの高調波成分が少なく、造影剤の動態を良好なコン
トラスト比の画像として観察できる。

【０００８】また、上述のように超音波の照射によって
微小気泡が消失してしまう現象については、本発明者ら
は１つの研究発表を、「６７−９５，フラッシュエコー
映像法の検討（１），神山直久他、第７回日本超音波
医学会研究発表会，１９９６．６」にて行い、フラッシ
ュエコーイメージング（あるいはｔｒａｎｓｉｅｎｔＲ
ｅｓｐｏｎｓｅＩｍａｇｉｎｇ）と呼ぶイメージング
法によって輝度増強効果が改善されることを報告した。
このイメージング法は原理的には、従来型の１秒間に数
十フレームといった連続スキャンに代えて、数秒間に１
フレームといった間欠的送信にするもので、間欠時間の
間、割らずに密集させた微小気泡を次の送信で一度に消
滅させ、高いエコー信号を得ようとする手法である。

【０００９】このような各種の革新的なイメージング法
の開発を並行するかたちで、超音波診断に対してもＣＴ
やＭＲＩと同様に、３次元イメージングのニーズが押し
寄せている。３次元立体像は２次元断層像に加えて、そ
の奥行き方向の情報も加味されるので、組織の形状、血
管の走行動態をより明瞭に知ることができる。

【００１０】被検体に対して３次元スキャンを行って、
３次元的に画像データを取得する手法には各種のものが
知られている。その１つは、２次元的に配列された振動
子を有する２次元プローブにより、３次元分布のエコー
をほぼ同時に取り込むという手法が提案されている。

【００１１】また別のスキャン法は、従来型である１次
元配列の振動子を有するプローブを用いて比較的簡便に
３次元画像を得る手法も知られている。具体的には、１
次元のプローブを少しずつ空間的に移動させながら２次
元断面をスキャンし、その断面のエコーデータとスキャ
ンの位置情報とを同時に取り込み、記録していくスキャ
ンである。その位置情報は、プローブに取り付けた位置
センサから検出される。被検体内の所望の３次元空間を
スキャン後、位置情報を参照しならが記録データを再構
築し、３次元画像として表示する。とくに、近年のＣＰ
Ｕの高速化と高機能化に伴って、かかる立体画像の再構
築と表示を非常に短時間で行えるようになっている。

【００１２】

【発明が解決しようとする課題】上述のように、１次元
配列のプローブを空間的に動かしてエコーデータの収集
を行う３次元スキャン法は、非常に簡便ではあるが、以
下のような問題も指摘されている。

【００１３】（１）：かかる３次元スキャンの場合、１
つの３次元画像は、複数枚の断層像データを用いて作成
されるので、一般的には、従来の２次元スキャンのとき
よりも非常に多くの記憶容量を有したメモリが必要にな
る。

【００１４】（２）：この３次元スキャンを前述したコ
ントラストエコー法、ハーモニックイメージング法、ま
たはフラッシュエコーイメージング法に全く同一手順の
まま適用することができる。しかしながら、プローブは
通常、手動で操作されるので、プローブを完全に適度な
同一速度で移動させることは難しい。したがって、造影
剤の気泡の消失現象を考慮すると、かかる移動速度のむ
らなどに起因してエコー輝度にばらつきが生じ、高画質
で高描出能の３次元画像を得ることができないこともあ
る。

【００１５】本発明は、上述した１次元プローブで３次
元領域をスキャンする従来技術が有する問題に鑑みてな
されたもので、プローブを手動で移動させてスキャンす
るとき、移動速度に大小、むらなどがあっても、空間位
置を加味した無駄の無い断層像の状態で３次元像画像デ
ータを収集し、これを画像再構築に供することができる
超音波診断装置および３次元画像の再構築方法を提供す
ることを、その目的する。

【００１６】また、本発明は、特に、コントラストエコ
ー法を、１次元プローブを用いて３次元領域をスキャン
することで実施するときに、空間位置を加味した無駄の
無い断層像の状態で３次元エコーデータを収集し、この
データから３次元像を再構築することができる超音波診
断装置および３次元画像の再構築方法を提供すること
を、別の目的とする。

【００１７】

【課題を解決するための手段】上述した種々の目的を達
成するため、本発明の超音波診断装置によれば、被検体
の３次元領域を超音波ビームで断面毎にスキャンしてエ
コー信号を収集するスキャン手段と、このエコー信号か
ら３次元画像データを生成するデータ生成手段とを備
え、前記スキャン手段によって前記３次元領域をスキャ
ンするときの前記断面それぞれの空間的位置情報を検出
する位置情報検出手段と、この空間的位置情報に基づい
て前記３次元画像データを形成する各データの空間的配
置を最適化する最適化手段とを備えたことを特徴とす
る。

【００１８】好適には、前記スキャン手段は、前記被検
体の体表面に沿って手動で移動可能であり且つ前記超音
波ビームに関わる超音波信号の送受信を担う１次元のプ
ローブを有する。

【００１９】これにより、１次元プローブで３次元領域
をスキャンする場合、プローブを手動で移動させてスキ
ャンするときに、移動速度に大小、むらなどがあって
も、空間位置を加味した無駄の無い断層像の状態で３次
元像画像データを収集し、これを再構築に供することが
できる。

【００２０】具体的には、一例として、前記最適化手段
は、前記空間的位置情報に基づき前記断面の内のある断
面とその前の断面との距離を演算する距離演算手段と、
この距離の情報をそのある断面の画像情報に付加する付
加手段と、前記距離の情報に基づきその断面の画像情報
を前記３次元画像データとして採用するか否かを判断す
る判断手段と、この判断手段により採用すると判断され
た画像情報のみを前記３次元画像データへの空間的配置
に提供する提供手段とを備える。

【００２１】例えば、前記距離情報をその距離情報が付
加された前記断面の画像情報と共に表示する表示手段を
備える。また、前記距離情報は、前記各断面が平行であ
ると仮定したときの断面間の距離、前記各断面上に定め
た点の移動距離、または前記プローブの前記各断面に対
する基点の移動距離である。

【００２２】１つの好適な態様として、前記判断手段
は、前記距離情報が所定のしきい値以上か否かを判断す
る手段であり、前記提供手段は、この判断手段により前
記距離情報が前記しきい値以上であると判断されたとき
には、その画像情報を前記３次元画像データへの空間的
配置に提供する手段と、前記判断手段により前記距離情
報が前記しきい値よりも小さいと判断されたときには、
その画像情報を破棄する手段とを含む。前記しきい値を
操作者が任意に指定可能な指定手段を備えていてもよ
い。

【００２３】また、別の態様として、この超音波診断装
置は超音波造影剤を前記被検体に投与した状態でスキャ
ンを行うコントラストエコー法を実施する装置であり、
前記判断手段は、前記距離情報が第１のしきい値以上か
否かを判断する第１の判断手段と、この第１の判断手段
により第１のしきい値未満であると判断された前記距離
情報に対してその第１のしきい値よりも小さい値に設定
した第２のしきい値以上か否かを再度判断する第２の判
断手段とを備え、前記提供手段は、前記第１の判断手段
により前記距離情報が前記第１のしきい値以上であると
判断されたときには、その距離情報が付加された断面の
画像情報を前記３次元画像データへの空間的配置に提供
する手段と、前記第２の判断手段により前記距離情報が
前記第２のしきい値以上であると判断されたときには、
その距離情報が付加された断面の画像情報を補正して前
記３次元画像データへの空間的配置に提供する手段と、
前記第２の判断手段により前記距離情報が前記第２しき
い値よりも小さいと判断されたときには、その距離情報
が付加された断面の画像情報を破棄する手段とを含む。

【００２４】一方、前記最適化手段は、前記空間的位置
情報に基づいて前回スキャンした断面と現在のプローブ
位置でスキャンしたときの断面との間の距離情報を監視
する監視手段と、この監視手段により得られる距離情報
に応じて前記超音波ビームに供する超音波パルスの断面
毎の照射間隔を制御する照射制御手段とを備えていても
よい。

【００２５】この場合、この超音波診断装置は超音波造
影剤を前記被検体に投与した状態でスキャンを行うコン
トラストエコー法を実施する装置であり、前記照射制御
手段は、前記距離ベクトル情報と前記超音波パルスの前
回の照射からの待ち時間とに基づき制御する手段であ
る。例えば、前記待ち時間として診断対象の臓器の関心
領域に流入する血流情報を基に決定し且つその臓器の種
類に応じて最適値を設定可能な設定手段を備えていても
よい。

【００２６】さらに、上述した各種の構成において、前
記エコー信号に基づき前記３次元領域の断層像または血
流情報の画像を提供する画像提供手段を備えることが望
ましい。

【００２７】一方、本発明に係る３次元画像データの再
構築方法は、被検体の３次元領域を超音波ビームで断面
毎にスキャンしてエコー信号を収集し、このエコー信号
から３次元画像データを生成する方法であり、前記スキ
ャンによって前記３次元領域をスキャンするときの前記
断面それぞれの空間的位置情報を検出し、この空間的位
置情報に基づいて前記３次元画像データを形成する各デ
ータの空間的配置を最適化することを特徴とする。

【００２８】

【発明の実施の形態】以下、この発明の実施の形態を、
図面を参照して説明する。

【００２９】本発明は、被検体に造影剤を投与してスキ
ャンを行うコントラストエコー法は勿論のこと、造影剤
を投与しないでスキャンを行うイメージング法にあって
も同様に適用できる。とくに、コントラストエコー法を
実施するときには、造影剤に拠る染影度によって血流動
態を観察する場合の関心部位全てに好適に適用可能であ
る。そこで、一例として、以下に説明する本実施形態で
は、肝臓実質若しくは心臓筋肉へ流入する造影剤の染影
度から血流動態を得て、被検体に超音波造影剤を投与
し、異常部位を同定する手法について説明する。

【００３０】［第１の実施形態］第１の実施形態を図１
〜図７を参照して説明する。この実施形態に係る超音波
診断装置は、被検体に超音波造影剤を投与し、その染影
度から血流状態を観察する構成を備える。

【００３１】図１に、第１の実施形態に係る超音波診断
層装置の全体構成を概略的に示す。図１に示す超音波ド
プラ診断装置は、装置本体１１と、この装置本体１１に
接続された超音波プローブ（以下、プローブという）１
２、操作パネル１３、ＥＣＧ（心電計）１４、及び位置
検出器１５を備える。被検体は参照符号Ｐで示す。

【００３２】操作パネル１３は、キーボード１３Ａ、ト
ラックボール１３Ｂなどを備え、オペレータから各種の
指示、情報を装置本体１１に与えて、従来の装置と同様
に装置条件を設定したり、画像上にＲＯＩ（関心領域）
を設定するために使用される他、本発明に係る設定条件
を変更するために使用される。

【００３３】プローブ１２は、被検体Ｐとの間で超音波
信号の送受信を担うデバイスであり、電気／機械可逆的
変換素子としての圧電セラミックなどの圧電振動子を有
する。好適な一例として、複数の圧電振動子がアレイ状
に配列されてプローブ先端に装備され、フェーズドアレ
イタイプのプローブ１２が構成されている。これによ
り、プローブ１２は装置本体１１から与えられるパルス
駆動電圧を超音波パルス信号に変換して被検体内の所望
方向に送信し、また被検体で反射してきた超音波エコー
信号をこれに対応する電圧のエコー信号に変換する。

【００３４】装置本体１１は図示の如く、プローブ１２
に接続された送信ユニット２１および受信ユニット２
２、この受信ユニット２２の出力側に置かれたレシーバ
ユニット２３、Ｂモード用ＤＳＣ（デジタル・スキャン
・コンバータ）２４、イメージメモリ回路２５、３次元
演算回路２６、ドプラユニット２７、データ合成器２
８、および表示器２９を備える。

【００３５】また装置本体１１は、位置検出器１５およ
び操作パネル１３に接続された座標メモリ３０を備える
一方で、この座標メモリ３０とイメージメモリ回路２５
との間に介挿された距離演算回路３１を備える。さら
に、装置本体１１は、ＥＣＧ１４が検出したＥＣＧ信号
を受ける心拍検出ユニット３２を備える。また、装置本
体１１には、操作パネル１３からの操作情報を受けて、
装置本体１１の各回路の動作および設定値を制御するコ
ントローラ３３が備えられている。

【００３６】イメージメモリ回路２５は、その入力側が
ＢモードＤＳＣ２４、ドプラユニット２７、および距離
演算回路３１に接続されるとともに、その出力側が３次
元演算回路２６およびデータ合成器２８に接続されてい
る。

【００３７】このイメージメモリ回路２５は、Ｂモード
ＤＳＣ２４およびドプラユニット２７のＤＳＣが出力し
た画像データを、超音波スキャンのラスタ信号列及びビ
デオォーマットのラスタ信号列のいずれか一方または両
方の形態で記憶するメモリを有する。このため、操作者
は診断後に、この画像データを呼び出して利用すること
ができる。この場合、イメージメモリ回路２５の画像デ
ータはデータ合成器２８を経由して表示器２９に送られ
る。また、このメモリに記憶されている画像データは、
後述するように３次元画像の再構築にも用いられる。

【００３８】装置本体１１の送受信系を説明する。

【００３９】送信ユニット２１は、パルス発生器２１
Ａ、送信遅延回路２１Ｂ、およびパルサ２１Ｃを有す
る。パルス発生器２１Ａは、例えば５ＫＨｚのレート周
波数ｆr［Ｈｚ］（周期１／ｆr［秒］）のレートパルス
を発生する。このレートパルスは、送信チャンネル数分
に分配されて送信遅延回路２１Ｂに送られる。送信遅延
回路２１Ｂには、遅延時間を決めるタイミング信号がコ
ントローラ３３から送信チャンネル毎に供給されるよう
になっている。これにより、送信遅延回路２１Ｂはレー
トパルスに指令遅延時間をチャンネル毎に付与する。遅
延時間が付与されたレートパルスが送信チャンネル毎に
パルサ２１Ｃに供給される。パルサ２１Ｃはレートパル
スを受けたタイミングでプローブ１２の圧電振動子（送
信チャンネル）毎に電圧パルスを与える。これにより、
超音波信号がプローブ１２から放射される。超音波プロ
ーブ１２から送信された超音波信号は被検体内でビーム
状に集束されかつ送信指向性が指令スキャン方向に設定
される。この送信ユニット２１によって実行されるスキ
ャンの時間間隔は、コントローラ３３によって所定時間
値に制御される。

【００４０】被検体内では前述した遅延時間にしたがっ
てビームフォーミングがなされる。送信された超音波パ
ルス信号は、被検体内の音響インピーダンスの不連続面
で反射される。この反射超音波信号は再びプローブ１２
で受信され、対応する電圧量のエコー信号に変換され
る。このエコー信号はプローブ１２から受信チャンネル
毎に受信ユニット２２に取り込まれる。

【００４１】受信ユニット２２は、その入力側から順
に、プリアンプ２２Ａ、受信遅延回路２２Ｂ、および加
算器２２Ｃを備える。プリアンプ２２Ａおよび受信遅延
回路２２Ｂはそれぞれ、受信チャンネル数分のアンプ回
路または遅延回路を内蔵する。受信遅延回路２２Ｂの遅
延時間は、所望の受信指向性に合わせて遅延時間パター
ンの信号としてコントローラ３３から与えられる。この
ため、エコー信号は、受信チャンネル毎に、プリアンプ
２２Ａで増幅され、受信遅延回路２２Ｂにより遅延時間
が与えられた後、加算器２２Ｃで加算される。この加算
により、所望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。送信指向性と受信指向性との総合により
送受信の総合的な超音波ビームが形成される。

【００４２】受信ユニット２２の加算器の出力端は、レ
シーバユニット２３およびＢモードＤＳＣ２４を順に経
由してデータ合成器２８に至る。

【００４３】レシーバユニット２３は、図示しないが、
対数増幅器、包絡線検波器、Ａ／Ｄ変換器を備える。な
お、ハーモニックイメージング法を実施する装置の場
合、このレシーバユニット２７には、超音波信号の送信
周波数の、例えば２倍の高周波成分のみを通過させる帯
域通過型フィルタが装備される。このレシーバユニット
により、受信指向性が与えられた方向のエコーデータが
デジタル量で形成され、ＢモードＤＳＣ２４に送られ
る。

【００４４】ＢモードＤＳＣ２４はエコーデータを超音
波スキャンのラスタ信号列からビデオフォーマットのラ
スタ信号列に変換し、これをデータ合成器２８に送るよ
うになっている。この画像データは、超音波スキャンの
信号列及びビデオォーマットの信号列の状態でイメージ
メモリ回路２５にも送られ、記憶される。

【００４５】ドプラユニット２７は、レシーバユニット
２３における加算エコー信号を受信する。このユニット
２７は、図示しないが、直交検波器、クラッタ除去フィ
ルタ、ドプラ偏移周波数解析器、平均速度などの演算
器、ＤＳＣ、カラー処理回路などを備え、ドプラ偏移周
波数すなわち血流の速度情報やそのパワー情報などがカ
ラーフロー画像データとして得られる。このカラーフロ
ー画像データ（ＣＦＭデータ）は、ドプラユニット２７
に内蔵のＤＳＣにてノイズキャンセルなどの処理を受け
るとともに、その走査方式が変換されてデータ合成器２
８に送られる。このカラーフロー画像データは、イメー
ジメモリ回路２５にも送って記憶される。

【００４６】一方、位置検出器１５は、プローブ１２に
機械的に取り付けられるか、または、検知部のみをプロ
ーブ１２に直接取り付けた、例えば磁気センサであり、
これにより、プローブ１２の空間的な位置情報を検出す
ることができる。

【００４７】本実施形態では、図２（ａ）、（ｂ）に示
す如く、プローブ１２を被検体Ｐの体表に沿って手動で
移動させる３次元スキャン法を採用している。この移動
の最中に、体内の３次元領域に対し、一定時間毎に体表
上の各位置に対応した断面がスキャンされ、その断面を
構成している各ボクセル位置からのエコー信号が収集さ
れる。したがって、２次元スキャンされる断面の移動と
伴に３次元領域がスキャンされ、３次元スキャンが達成
される。

【００４８】同図（ｂ）には、一定時刻ｔ１，ｔ２，
…，ｔｉ毎の２次元スキャン断面Ｓ１，Ｓ２，…，Ｓｉ
と、その断面間の距離ｄ２，ｄ３，…，ｄｉ−１，ｄｉ
の変化の例が例示されている。

【００４９】すなわち、一般的表現としては、図３に示
す如く、直交座標系のＺ軸を被検体Ｐの体軸方向にと
り、Ｘ軸およびＹ軸を被検体Ｐの横方向および前後方向
にとるとき、プローブ１２を被検体の体表面に沿って移
動させながら、そのプローブ１２をＸ軸を中心とする回
転方向α、Ｙ軸を中心とした回転方向β、およびＺ軸を
中心とした回転方向γに操作することにより３次元スキ
ャンが行われる、と言える。なお、２次元操作が行われ
たときのプローブ１２の位置を基準位置Ｐ_０（ｘ _０，ｙ
_０，ｚ_０）という。

【００５０】このため、位置検出器１５は、プローブ１
２の基準位置Ｐ_０（ｘ_０，ｙ_０，ｚ _０）、角度θ_α（Ｘ
軸を中心とした回転角度）、角度θ_β（Ｙ軸を中心とし
た回転角度）、および角度θ_γ（Ｚ軸を中心とした回転
角度）を検出して、この検出値に対応した信号（位置情
報）を装置本体１１の座標メモリ３０に出力する。

【００５１】座標メモリ３０は、位置検出器１５が検出
した位置情報および操作パネル回路２１からの操作情報
を記憶する。

【００５２】距離演算回路３１は、座標メモリ３０に記
憶されている位置情報を読み出し、プローブ１２を移動
させながらスキャンさせるときの断層像相互間の接近状
態を表す情報を演算するとともに、この情報を含む位置
情報をイメージメモリ回路２５内の画像データＳｉに付
加するように同回路２５に書き込む。

【００５３】具体的には、断層像の面が互いに平行であ
る場合、かかる接近状態を表す情報として、数学的に記
述される２平面間の距離ｄｉ（図２（ｂ）参照）、また
は、プローブ１２の回転角を無視できるとして、プロー
ブ位置（ｘ、ｙ、ｚ）から移動距離ｄｉのいずれかが距
離演算回路３１により演算される。

【００５４】ただし、断層像の面が互いに平行でない場
合、「距離」の別の定義が必要になる。距離演算の目的
は冗長な画像データを排除することであるから、距離ｄ
ｉは例えば次のようにして決定すればよい。断層像の中
に基準点を設け、断層像Ｓｉ−１とＳｉの基準点間の距
離ｄｉを演算すればよい。基準点は、例えば、「中央走
査線上の深度６ｃｍの位置」、「中央走査線上でフォー
カス深度に対応する位置」、「操作者によって指定され
た任意の位置」など、種々の位置を採用することができ
る。

【００５５】これにより、イメージメモリ回路２５のメ
モリには、ＢモードＤＳＣ２４及び／又はドプラユニッ
ト２７から一定時間ｔｉ毎にスキャンされた画像データ
Ｓｉが格納されているから、この画像データＳｉとその
画像データを収集した位置の情報ｄｉとが一義的に対応
付けられる。

【００５６】この対応付けされた画像データＳｉ及び位
置情報ｄｉは２枚の断面のスキャンが済んだ段階で、次
段の３次元演算回路２６に読み出される。この読み出さ
れたデータは隣接断面間の距離ｄｉに基づくデータ弁別
処理に付され、必要なデータのみが同回路２６内に取り
込まれる。３次元演算回路２６の動作の具体例は、後述
の図４にて説明される。

【００５７】この３次元演算回路２６に取り込まれた画
像データＳｉは、それぞれの撮像断面の位置情報および
走査線の振り角に基づいて、この演算回路内のメモリ領
域で構成される画像の３次元空間に配置され、実空間に
応じたボリュームデータに再構築される。また、この３
次元演算回路２６により、再構築された３次元画像デー
タから鳥瞰図または透視図などの、２次元断面に射影し
た画像データが作成される。この画像データはデータ合
成器２８に送られる。

【００５８】一方、ＥＣＧ１４は、主に被検体Ｐの体表
に接触させて使用され、被検体の心電波形データを得
る。このデータは後述する心拍検出ユニットに入力さ
れ、心電図をトリガとした超音波の間欠的送信がなされ
る。

【００５９】心拍検出ユニット３２は、ＥＣＧ１４から
供給されたＥＣＧ信号を入力し、その心電波形データを
データ合成器２８に表示用として送出する一方で、心臓
画像を心電波形に同期させる、いわゆる心電同期をとる
ためのトリガ信号を作り、このトリガ信号を超音波送信
ユニット２１のパルス発生器２１Ａに送る。

【００６０】このように、データ合成器２８は、Ｂモー
ドＤＳＣ２４から送られてくるＢモード画像データ（グ
レースケール画像）、ドプラユニット２７から送られて
くるＣＦＭモード画像データ（カラーフロー画像）、心
拍検出ユニット３２から送られてくる心電波形データ、
３次元演算回路２６の演算データ、および／または所望
の設定パラメータを並べる、あるいは重ねるなどの処理
によって１フレームの画像データに再構築する。ＣＦＭ
モード画像データは、このデータ合成器２８により、Ｂ
モード画像データに重畳した形式で合成される。このフ
レーム画像データは表示器２９により順次読み出され
る。

【００６１】表示器２９では、画像データを内蔵Ｄ／Ａ
変換器でアナログ量に変換し、ＴＶモニタなどのディス
プレイに被検体の断層像として表示する。

【００６２】さらに、コントローラ３３は、操作パネル
１３からの操作データを受けるＡ／Ｄ変換器およびＣＰ
Ｕ（中央処理装置）のほか、このＣＰＵに接続されたメ
モリを備える。ＣＰＵはインターフェイスを介して操作
パネル１３、送信ユニット２１、受信ユニット２２、お
よび図示しないその他のユニット及び回路に接続され、
それらの制御やパラメータ設定を行う。

【００６３】本実施形態に係る超音波診断装置の全体的
な動作を説明する。

【００６４】スキャンに際し、プローブ１２は、一例と
して、図２（ａ）に示す如く被検体Ｐの体表に沿って平
行に移動させられる。これにより、同図（ｂ）に表すよ
うに、断層像Ｓ１，Ｓ２，…，Ｓｎからエコー信号が収
集される。操作者が手動でプローブ１２を移動させる場
合、通常、断層像Ｓ１，Ｓ２，…，Ｓｎの間の距離ｄｉ
はばらつくことが考えられる。断層像Ｓ１，Ｓ２，…，
Ｓｎのエコーデータは一定時間Δｔ毎の時刻ｔ１，ｔ
２，…，ｔｎで収集されるから、プローブ移動速度のば
らつきは断層像間の距離ｄのばらつきとなって現れる。
同図（ｂ）において、断層像Ｓ１とＳ２との間の距離は
ｄ２で、断層像Ｓ２とＳ３との間の距離はｄ３で、断層
像Ｓｉ−１とＳｉとの間の距離はｄｉでいった具合に表
すとき、この距離ｄｉの値が変わるのである。

【００６５】そこで、３次元演算回路２６は図４に示す
処理を行って、３次元スキャン時の距離ｄｉの変動に関
わる不都合を排除しながら、３次元画像データの再構築
および２次元射影を実行する。

【００６６】３次元演算回路２６は、この距離ｄについ
て予め設定してあるしきい値Ｄを読み出すか、または操
作者が操作パネル１３からその都度、任意な値を設定す
ることで、しきい値Ｄを設定する（ステップＳ１）。こ
のしきい値Ｄは、３次元スキャン時の断層像間の必要以
上に近い距離ｄを弁別するために設定される。後述する
ように、この距離ｄが隣の断層像と近すぎる断層像の画
像データは破棄され、３次元配置のデータおよび２次元
射影のデータから外される。

【００６７】次いで、この３次元演算回路２６は、ある
時刻ｔで収集した断層像の画像データＳｉと距離ｄｉを
読み出し（ステップＳ２）、ｄｉ(Ｄか否かを判断する
（ステップＳ３）。この判断でＮＯとなるとき、すなわ
ちｄｉ＜Ｄの関係が成立するときは、次いで、読み出し
た画像データＳｉについて補正データを作成して使用す
るか否かを判断する（ステップＳ４）。この補正を実行
するか否かの判断ステップは、アルゴリズムとして、
「補正する」または「補正しない」のいずれか一方に予
め設定しておいてもよいし、その都度、オペレータの操
作情報などを参照して「補正する」又は「補正しない」
のアルゴリズムを設定してもよい。

【００６８】この判断ステップＳ４がＹＥＳとなると
き、すなわち画像データＳｉの補正を行う場合、３次元
演算回路２６は次いで、適宜に定めた別のしきい値Ｄ１
（０＜Ｄ１＜Ｄ）について、Ｄ１(ｄｉが成立するか否
かを判断する（ステップＳ５）。この判断がＹＥＳ、す
なわちＤ１(ｄｉが成立するときには、次いで画像デー
タＳｉの所定の補正を行う（ステップＳ６）。

【００６９】これに対し、ステップＳ５の判断において
ＮＯ、すなわちｄｉ＜Ｄ１のときには、いまワークエリ
アに読み込んだ画像データＳｉおよび距離ｄｉをその記
憶領域から破棄する（ステップＳ７）。ステップＳ４に
おいてＮＯと判断されたとき、すなわち画像データの補
正処理を行わない場合で、かつ、距離ｄｉがそのしきい
値Ｄよりも小さいときにも、ステップＳ７に処理を進め
て不要なデータが破棄される。

【００７０】３次元演算回路２６は、ステップＳ６で補
正処理が済んだ画像データＳｉ、又は、ステップＳ３で
断層間の距離ｄｉが十分にある（距離ｄｉ(Ｄ）と判断
された画像データＳｉについて、ステップＳ８の処理を
行う。すなわち、画像データＳｉを３次元メモリ空間に
位置情報ｄｉに基づき配置する。

【００７１】次いで、ステップＳ８の３次元データ配置
処理、または、ステップＳ７のデータ破棄処理を終えた
後、ステップＳ９に進み、上述した一連の処理が全ての
断層像の画像データについて完了したか否かを判断す
る。この判断でＮＯとなるときは、残っている断層像の
画像データが在るので、ステップＳ２に戻って上述した
処理を繰り返す。

【００７２】反対に、このステップＳ９の判断がＹＥＳ
になると、配置した３次元データの２次元面への射影処
理を行う（ステップＳ１０）。この後、射影処理された
２次元画像データをデータ合成器２８に出力し（ステッ
プＳ１１）、表示器２９にその画像データを適宜な態様
で表示させる。

【００７３】このように、前の断層像との距離ｄｉを現
在の断層像の画像データＳｉに付加し、その画像データ
Ｓｉの位置情報と伴に記憶し、距離ｄｉに基づいてデー
タを採用するか破棄するかを決めている。これにより、
現在の断層像が前の断層像に空間的に必要以上に近い場
合、３次元再構築のときに冗長なデータになるだけであ
るから、このような現在の断層像の画像データはメモリ
から確実に破棄される。

【００７４】このため、操作者がプローブを平行に移動
させているときに、動かす速度を緩めたり、うっかりプ
ローブを止めてしまった後、再移動させた場合でも、速
度が緩められた期間の冗長な画像データやプローブ移動
が止まっていた期間の画像データはイメージメモリ回路
２５には記録されない。

【００７５】したがって、イメージメモリ回路２５のメ
モリ領域を無駄に占有することが無いから、その記憶領
域は少なくて済む。また、かかるデータ破棄によって、
再構築のための演算量が少なくなる。

【００７６】なお、断層像間の距離ｄの情報は単に弁別
処理に付すだけでなく、更に有効に利用することもでき
る。例えば、３次元演算回路２６において、３次元画像
データを再構築する前に断層像を表示したい場合、距離
ｄｉの値を、その断層像の画像データの付帯情報として
一緒に表示させることができる。この処理は、操作パネ
ル１３から指令を受けたコントローラ３３が３次元演算
回路２６にその指令する伝え、この演算回路２６がその
指令に応じて断層像の画像データＳｉとその距離ｄｉを
読み出してデータ合成器２８に送出することで達成され
る。

【００７７】この第１の実施形態に係る超音波診断装置
は、その一つの使用法として、コントラストエコー法に
より好適に使用できる。以下、この使用法を説明する。

【００７８】コントラストエコー法は造影剤を被検体に
投与して行うが、この造影剤の主成分を成す微小気泡
（マイクロバブル）は、超音波を照射することで容易に
崩壊することが知られている。そこで、フラッシュエコ
ー法はこの崩壊による不都合を改善するもので、スキャ
ン面（スライス）の微小気泡を崩壊させた後、その面に
再び微小気泡が充満するのを待って送信を行う、いわゆ
る間欠送信法を用いている。

【００７９】本発明に係る３次元スキャン法によりプロ
ーブ１２を移動させる場合、微小気泡の崩壊に関して、
図５に示すような事態が発生する。同図（ａ）は、微小
気泡ＭＢがスライス（スキャン面）ＳＬ_１に充満した時
点で超音波ビーム５２を照射する模式図である。このと
きに得られるエコー信号の強度をＩ_０とする。符号ＶＳ
は血管を、符号ＴＳは生体組織をそれぞれ示す。

【００８０】同図（ｂ）は、同図（ａ）に示す照射の後
で行う次の照射によるスライスＳＬ _２が前回のスライス
ＳＬ_１に一部重複している状態での超音波照射を示す。
これは、照射の時間間隔が短い（フレームレートが高
い）ときやプローブ１２の移動速度が遅いときに起こる
状態である。エコー信号の強度はスライスＳＬ_２に含ま
れる微小気泡ＭＢの数に相関するため、この同図（ｂ）
の照射状態で発生するエコー信号強度は、模式的な観点
から言えば、上述した強度Ｉ_０の１／４程度まで低下す
る。

【００８１】これとは反対に、同図（ｃ）は次の超音波
照射時のスライスＳＬ_２'が前回のスライスＳＬ_１から
十分に離れている状態を示す。このときにはスライスＳ
Ｌ_２'内に微小気泡ＭＢが十分に存在しているため、エ
コー信号の強度は同図（ａ）のときと同様にＩ_０になる
と考えられる。

【００８２】つまり、コントラストエコー法を実施する
場合、スライス間の空間的な距離が短か過ぎると、３次
元エコーデータを再構築する上で、データが冗長である
ばかりでなく、その信号強度のばらつきも生じる。

【００８３】しかしながら、前述した第１の実施形態の
超音波診断装置でコントラストエコー法を実施すれば、
そのような冗長データ（信号）及び信号強度のばらつき
を排除することができる。

【００８４】具体的には、前述した距離のしきい値Ｄ
を、スライスを重複させない値に設定する。しきい値Ｄ
は、収束した超音波ビームのスライス厚に依存するの
で、プローブの種類、スキャンモード、送信周波数、送
信駆動素子数、フォーカス点などの設定条件に基づき、
スライスの重複状態を排除可能な適宜な値に設定する。
例えば、送信周波数が低いほど、しきい値Ｄを大きくす
る；送信駆動素子数が大きいほど、しきい値Ｄを大きく
する；フォーカス点が近いほど、しきい値Ｄを大きくす
る、などである。または、このしきい値Ｄを診断部位に
依存した血流速度情報（例えば、心腔の場合、血流速度
は速い；腎臓の場合、血流速度は比較的速い；肝臓の場
合、血流速度は遅い、など）に基づいて設定してもよ
い。勿論、操作者がしきい値Ｄに任意な値に設定しても
よい。

【００８５】このように、しきい値Ｄをコントラストエ
コー法の元で３次元スキャンするときの適宜な値に設定
することにより、前述した図４のステップＳ３、Ｓ７の
処理が有効に作用する。プローブ１２を移動させる速度
が遅く、前後のスライスの一部又は全部が互いに重複す
るような場合であっても、そのような事態で収集したエ
コーデータは弁別処理に付され、自動的に破棄される。
したがって、そのような冗長なデータは３次元データの
再構築に何ら関係せず、メモリ領域を無駄に占有するこ
ともない。

【００８６】また、図４のステップＳ４〜Ｓ６の処理が
有効に作用する。コントラストエコー法の元で行った３
次元スキャンの収集データの内、冗長と思われるデータ
が在る場合でも、これを補正して使用することができ
る。これを説明すると、造影剤を含んだ媒体をスキャン
した場合、前回のスライス（スキャン断面）との距離と
その得られるエコー信号強度との関係は、定性的には、
図６に示すように表される。ここで、エコー信号の強度
が一定となる臨界点が上述のしきい値に相当する。この
ことは、本発明者が既に「フラッシュエコー映像法の検
討（３）…スキャン断面およびタイミングの関係：日本
超音波医学会研究発表会：６８−１５５，１９９６年１
１月」で報告している。

【００８７】そこで、スライス間の距離ｄｉが０＜Ｄ１
＜ｄｉ＜Ｄの条件に該当する場合、その距離ｄｉが付さ
れている断層像の画像データＳｉに対して、図６に示す
強度曲線を補正する処理を行う（図４、ステップＳ５、
Ｓ６）。この補正処理は、輝度補正であり、図６の曲線
を補償可能な図７に示す曲線データを予め得ておいて、
この補償用データを加算することで行う。この結果、超
音波ビームが重複することに因る気泡数の影響を補正し
た、均一な強度（輝度）のエコー画像が得られる。

【００８８】また、この補正処理で距離ｄｉを弁別する
際、その下限値Ｄ１を定めている。この下限値Ｄ１は０
以上の適宜な値に設定される。このため、プローブ１２
の移動が全く止まってしまった状態で収集されるエコー
データは、冗長な部類に弁別され、メモリから破棄され
る（図４、ステップＳ５，Ｓ７）。これにより、しきい
値Ｄ以下の距離ｄｉを呈する断層像のデータを、補正し
て３次元画像再構築用に使用することができる。

【００８９】以上の構成に拠る利点を要約すると、以下
のようになる。第１に、エコーデータが重複するような
ほぼ同一断面からのデータを自動的に破棄（消去）して
３次元画像を構築することができる。第２に、冗長なエ
コーデータをイメージメモリ回路２５のメモリから破棄
でき、メモリを有効活用できる。第３に、コントラスト
エコー法を実施する場合、造影剤の微小気泡が消失して
しまった後の断面でスキャンを行うことが無く、必ず造
影剤が存在している断面でスキャンを行い、３次元画像
を構築できる。これにより、造影剤の特性を十分に発揮
させた画像を確実に得ることができる。第４に、前回の
超音波照射によって気泡消失の影響を受けたエコー輝度
を補正し、収集したエコーデータを極力使用することが
でき、データ収集の効率を上げることができる。

【００９０】（第２の実施形態）次に、本発明の第２の
実施形態に係る超音波診断装置を、図８を参照して説明
する。なお、ここで、前述した第１の実施形態の装置と
同一または同等の構成要素には同一符号を用いて、その
説明を省略または簡略化する。

【００９１】この超音波診断装置は、スキャンする断面
間の距離を事前に予測判定し、この判定結果に基づいて
超音波照射を行うことを特徴とする。

【００９２】この特徴を実現させるため、超音波診断装
置の装置本体１１には、図８に示す如く、距離判定回路
４１およびタイミング発生器４２を付加している。距離
判定回路４１は、前述した座標メモリ３０から位置情報
をリアルタイムに読み出して監視する回路である。座標
メモリ３０には前述したように、位置検出器１５が検出
したプローブ１２の位置情報がリアルタイムに書き込ま
れている。

【００９３】距離判定回路４１は、具体的には、座標メ
モリ３０からの距離情報に基づいて、前回の断面Ｓｉと
現在のプローブ位置から予測される今回の断面Ｓｉ＋１
との間の距離ｄｉ＋１を推定する。この段階では未だ、
今回のスキャン照射は行われていない。なお、この距離
は第１の実施形態の場合と同一である。

【００９４】次いで、距離判定回路４１は、推定した距
離ｄｉ＋１がしきい値Ｄよりも大きいか否かの数値比較
を行う。この結果、ｄｉ＋１＞Ｄの条件が成立したとき
には、これを知らせる信号Ｓ１をタイミング発生器４２
に送る。

【００９５】タイミング発生器４２は、前述した心拍検
出ユニット３２の検出信号Ｓ２をも受ける。このタイミ
ング発生器４２は、両信号Ｓ１，Ｓ２のアンド条件の成
立状態を監視しており、このアンド条件が成立したとき
に、タイミング信号Ｓ３を送信ユニット２１のパルス発
生器２１Ａに送出するようになっている。パルス発生器
２１Ａは、このタイミング信号Ｓ３を受けたときにの
み、送信トリガ用のパルス信号を送信遅延回路２１Ｂに
向けた発生させる。

【００９６】この結果、ＥＣＧ信号を利用して心拍のあ
る時相でのみ超音波送受信を行っている場合、かかる心
拍時相の到来とスキャン断面の距離が十分に確保された
状態とが確立したときにのみ、プローブ１２が送信ユニ
ット２１により駆動される。この結果、超音波パルスの
送受信が行われる。

【００９７】このように第２の実施形態によれば、プロ
ーブ１２を動かしながらも、プローブの動く位置をリア
ルタイムに把握し、スキャン断面間の距離情報を推定的
に判定することができる。したがって、スキャン断面間
の距離がしきい値Ｄ以上の適切な間隔になったときにの
みエコーデータを収集できる。逆に言えば、無駄な送受
信を行う必要が無く、第１の実施形態のように送受信後
に、収集したデータを破棄すると後処理を行う必要が無
くなる。その分、３次元演算回路２６の演算負荷が軽く
なるとともに、常に最適枚数の断層像データにより３次
元画像を再構築することができる。

【００９８】なお、本実施形態において、ＥＣＧ信号系
の装置を搭載しない場合、タイミング発生器４２は、ス
キャン断面間に十分な距離が確保された旨を告知する信
号Ｓ１のみに応答してタイミング信号Ｓ３を発生させる
ようにしてもよい。

【００９９】この第２の実施形態もまた、コントラスト
エコー法を実施するときに特に顕著な効果を発揮する。
既に第１の実施形態で説明したように、コントラストエ
コー法を実施する場合、今回の照射断面が前回のそれよ
りも超音波ビーム厚さに相当する距離Ｄ以上、離れてい
ない場合、図５で説明した如く、造影剤からのエコー信
号の強度は減弱してしまう。しかし、本実施形態の超音
波診断装置によれば、前回の照射断面と現在のプローブ
位置から予測される照射断面との間の距離ｄをリアルタ
イムに監視し、その距離ｄがしきい値Ｄを超えた時点で
即座に超音波パルスが送信される。これにより、常に、
十分な量の造影剤が存在する領域を確実に照射すること
ができる。したがって、殆ど同一の輝度を有する断層像
を取得して、輝度むらの無い３次元コントラスト画像を
提供することができる。

【０１００】さらに、第２の実施形態の超音波診断装置
は、関心領域に流入する血流情報を考慮し、以下のよう
に変形して実施できる。フラッシュエコー法の検討結果
によれば、たとえプローブを固定した状態であっても、
臓器に新たな血液（造影剤）の流入を待ってから再照射
すれば、鮮明なコントラストエコーを得ることができる
という事実が解明されている。この待ち時間は、微小血
流のパフュージョンの検出まで含めると、約５〜１０秒
である。比較的大きな血管系では、この待ち時間は短く
て済む。

【０１０１】そこで、距離ｄの値のみを監視していた上
述の第２の実施形態において、タイミング発生器４２に
この待ち時間を考慮したアルゴリズムを実施するＣＰＵ
等の要素を更に組み込む。このアルゴリズムの例は以下
のようである。距離ｄ，距離のしきい値Ｄ，時間ｔ，お
よび予め設定した待ち時間Ｔ０（前回の断面照射からの
待ち時間）として、

【外１】というように処理すればよい。

【０１０２】これにより、例えばプローブ１２の移動速
度が非常に遅い場合であっても、一定時間が経つと超音
波照射が成され、良好なエコーが得られる。

【０１０３】なお、操作パネル１３を、診断対象の臓器
の関心領域に流入する血流情報を基に決定し且つその臓
器の種類に応じて最適待ち時間を設定可能な設定手段と
して用いることができる。

【０１０４】上述した各実施形態およびその変形例は単
なる例示であって、本発明の範囲を限定することを意図
するものではない。本発明の範囲は特許請求の範囲の記
載にしたがって決まるもので、本発明の範囲を逸脱しな
い範囲において様々な態様の超音波診断装置を実施する
ことができる。

【０１０５】

【発明の効果】以上説明したように、本願発明によれ
ば、被検体の３次元領域をスキャンするときの断面それ
ぞれの空間的位置情報を検出し、この空間的位置情報に
基づいて３次元画像データを形成する各データの空間的
配置を最適化するので、空間的に冗長なデータを排除し
て必要十分な空間的な距離間隔の超音波エコーデータを
確実に収集でき、３次元画像データを再構築できる。こ
れにより、メモリに必要な記憶容量や演算負荷の軽減も
図ることができる。

【０１０６】とくに、コントラストエコー法において、
造影剤の気泡が充満る領域を選択的に照射可能で、エコ
ー強度の高い断層像データを得ることができる。また、
全ての断層像において造影剤によるエコー輝度を、プロ
ーブの移動速度によらず、均質に取得できる。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の第１の実施形態に係る超音波診断装置
のブロック図。

【図２】プローブを手動で移動させながら３次元スキャ
ンを実施するときの各断面位置の経時的な変化を説明す
る図。

【図３】３次元スキャンの概念図。

【図４】第１の実施形態における３次元演算回路の処理
の概要を説明するフローチャート。

【図５】コントラストエコー法を実施するときのプロー
ブの移動距離と超音波造影剤の濃度と関係を説明する
図。

【図６】コントラストエコー法を実施するときの距離と
エコー強度の関係を定性的に説明する図。

【図７】コントラストエコー法を実施するときの距離と
エコー強度補正量の関係を定性的に説明する図。

【図８】本発明の第２の実施形態に係る超音波診断装置
のブロック図。

【符号の説明】

１１装置本体１２超音波プローブ１３操作パネル１４ＥＣＧ１５位置検出器２１送信ユニット２２受信ユニット２３レシーバユニット２４ＢモードＤＳＣ２５イメージメモリ回路２６３次元演算回路２７ドプラユニット２８データ合成器２９表示器３０座標メモリ３１距離演算回路３２心拍検出ユニット３３コントローラ４１距離判定回路４２タイミング発生器

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】被検体の３次元領域を超音波ビームで断
面毎にスキャンしてエコー信号を収集するスキャン手段
と、このエコー信号から３次元画像データを生成するデ
ータ生成手段とを備えた超音波診断装置において、前記スキャン手段によって前記３次元領域をスキャンす
るときの前記断面それぞれの空間的位置情報を検出する
位置情報検出手段と、この空間的位置情報に基づいて前
記３次元画像データを形成する各データの空間的配置を
最適化する最適化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】請求項１に記載の超音波診断装置におい
て、前記スキャン手段は、前記被検体の体表面に沿って手動
で移動可能であり且つ前記超音波ビームに関わる超音波
信号の送受信を担う１次元のプローブを有することを特
徴とする超音波診断装置。
【請求項３】請求項２に記載の超音波診断装置におい
て、前記最適化手段は、前記空間的位置情報に基づき前記断
面の内のある断面とその前の断面との距離を演算する距
離演算手段と、この距離の情報をそのある断面の画像情
報に付加する付加手段と、前記距離の情報に基づきその
断面の画像情報を前記３次元画像データとして採用する
か否かを判断する判断手段と、この判断手段により採用
すると判断された画像情報のみを前記３次元画像データ
への空間的配置に提供する提供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４】請求項３に記載の超音波診断装置におい
て、前記距離情報をその距離情報が付加された前記断面の画
像情報と共に表示する表示手段を備えたことを特徴とす
る超音波診断装置。
【請求項５】請求項３に記載の超音波診断装置におい
て、前記距離情報は、前記各断面が平行であると仮定したと
きの断面間の距離、前記各断面上に定めた点の移動距
離、または前記プローブの前記各断面に対する基点の移
動距離であることを特徴とする超音波診断装置。
【請求項６】請求項３に記載の超音波診断装置におい
て、前記判断手段は、前記距離情報が所定のしきい値以上か
否かを判断する手段であり、前記提供手段は、この判断手段により前記距離情報が前
記しきい値以上であると判断されたときには、その画像
情報を前記３次元画像データへの空間的配置に提供する
手段と、前記判断手段により前記距離情報が前記しきい
値よりも小さいと判断されたときには、その画像情報を
破棄する手段とを含む、ことを特徴とする超音波診断装
置。
【請求項７】請求項６に記載の超音波診断装置におい
て、前記しきい値を操作者が任意に指定可能な指定手段を備
えたことを特徴とする超音波診断装置。
【請求項８】請求項３に記載の超音波診断装置におい
て、この超音波診断装置は超音波造影剤を前記被検体に投与
した状態でスキャンを行うコントラストエコー法を実施
する装置であり、前記判断手段は、前記距離情報が第１のしきい値以上か
否かを判断する第１の判断手段と、この第１の判断手段
により第１のしきい値未満であると判断された前記距離
情報に対してその第１のしきい値よりも小さい値に設定
した第２のしきい値以上か否かを再度判断する第２の判
断手段とを備え、前記提供手段は、前記第１の判断手段により前記距離情
報が前記第１のしきい値以上であると判断されたときに
は、その距離情報が付加された断面の画像情報を前記３
次元画像データへの空間的配置に提供する手段と、前記
第２の判断手段により前記距離情報が前記第２のしきい
値以上であると判断されたときには、その距離情報が付
加された断面の画像情報を補正して前記３次元画像デー
タへの空間的配置に提供する手段と、前記第２の判断手
段により前記距離情報が前記第２しきい値よりも小さい
と判断されたときには、その距離情報が付加された断面
の画像情報を破棄する手段とを含む、ことを特徴とする
超音波診断装置。
【請求項９】請求項１に記載の超音波診断装置におい
て、前記最適化手段は、前記空間的位置情報に基づいて前回
スキャンした断面と現在のプローブ位置でスキャンした
ときの断面との間の距離情報を監視する監視手段と、こ
の監視手段により得られる距離情報に応じて前記超音波
ビームに供する超音波パルスの断面毎の照射間隔を制御
する照射制御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１０】請求項９に記載の超音波診断装置にお
いて、この超音波診断装置は超音波造影剤を前記被検体に投与
した状態でスキャンを行うコントラストエコー法を実施
する装置であり、前記照射制御手段は、前記距離ベクトル情報と前記超音
波パルスの前回の照射からの待ち時間とに基づき制御す
る手段であることを特徴とする超音波診断装置。
【請求項１１】請求項１０に記載の超音波診断装置に
おいて、前記待ち時間として診断対象の臓器の関心領域に流入す
る血流情報を基に決定し且つその臓器の種類に応じて最
適値を設定可能な設定手段を備えた超音波診断装置。
【請求項１２】請求項１乃至１１の何れか一項に記載
の超音波診断装置において、前記エコー信号に基づき前記３次元領域の断層像または
血流情報の画像を提供する画像提供手段を備えたことを
特徴とする超音波診断装置。
【請求項１３】被検体の３次元領域を超音波ビームで
断面毎にスキャンしてエコー信号を収集し、このエコー
信号から３次元画像データを生成する３次元画像データ
の再構築方法において、前記スキャンによって前記３次元領域をスキャンすると
きの前記断面それぞれの空間的位置情報を検出し、この
空間的位置情報に基づいて前記３次元画像データを形成
する各データの空間的配置を最適化することを特徴とす
る再構築方法。