JP2006149482A - 超音波診断装置 - Google Patents

Abstract

【課題】 内視鏡を挿入し易く、必要に応じて超音波断層像を表示することができ、効率的な診断を行い得る超音波診断装置を提供する。
【解決手段】 体腔内へ挿入するためのものであって挿通部１６が設けられた挿入部１５を有する内視鏡１と、挿通部１６に挿通するように構成されていて先端部に超音波振動子１７を有する細径超音波プローブ２と、を備え、超音波振動子１７により発生された超音波が反射されて得られる超音波エコー信号に基づいて超音波断層像を構築するように構成された超音波診断装置であって、送信コイルＣ１，…，Ｃｎを挿入部１５に設けるとともに受信アンテナ６および位置算出装置５により送信コイルＣ１，…，Ｃｎの位置を検出し、挿入部１５の挿入形状を検出するようにした超音波診断装置。
【選択図】図１

Description

本発明は、生体へ超音波を送信し生体組織からの反射波を受信して超音波画像を得る超音波診断装置に関する。

内視鏡は、被検体に挿入して、内視鏡装置の先端部に設けられたＣＣＤ等の撮像装置により、管腔臓器内部の表面を視覚的に観察することができる機器である。このような内視鏡は、単体では管腔臓器へ挿入するのが困難である場合があり、このような場合には、容易に挿入可能にするための補助的な装置が必要になることがある。

具体的な例としては、観察する管腔臓器が気管支等の呼吸器である場合に、気管支の分岐が多数あるために、どの分岐に挿入すれば良いのかを操作者が迷うことがある。このような状況では、Ｘ線ＣＴ等で予め得た気管支の断層像から気管支の３次元画像を作成し、作成した３次元画像を参照することが、一般的に知られている（この技術は、例えば特開２０００−１３５２１５号公報に開示されている。）。このように作成した３次元画像上において、予め目標部位までの経路を求めて、該３次元画像をガイドとして内視鏡を挿入すれば、間違いなく目標部位まで挿入することが可能となる。

また、他の具体的な例としては、観察する管腔臓器が大腸である場合に、大腸は体内で大きく曲がりくねっているために、深部まで内視鏡を挿入することが大変難しい。このような状況では、Ｘ線透視下で挿入形状を確認しながら、内視鏡の挿入が行われることが多い。

上述した２つの具体例は、何れもＸ線を用いるものであるが、Ｘ線照射は厚い鉛等で囲まれた室内で行う必要があるばかりでなく、操作者と被検者がともにＸ線に被爆するという不都合がある。

こうした点を解消すべく、可撓性のある部材を用いた挿入部に沿って位置センサを多数設けて、各々の位置センサから得られる位置情報に基づき、内視鏡の挿入形状を表示する内視鏡装置が普及しつつある。このような技術は、例えば特開平８−１０７８７５号公報に開示されたものが挙げられる。こうしたタイプの内視鏡装置の内、多数の位置センサに加えて、さらに先端部に超音波振動子を設け、この超音波振動子により体腔内を走査して超音波断層像を得る超音波診断装置が提案されており、例えば特開２００３−３０５０４４号公報やＵＳ６７５５７９１Ｂ２に開示されたものが挙げられる。

この種の装置では、体腔内への内視鏡の挿入形状が補助像として超音波断層像とともに表示されるために、超音波断層像と体腔形状との位置関係が分かり、超音波断層像での観察部位が分かり易いという利点がある。しかし、超音波振動子と多数の位置センサとの両方を内視鏡に常設すると、内視鏡径が大きくなってしまい、被検者の苦痛が増してしまう可能性がある。つまり、内視鏡に、生体検査用鉗子を挿通する挿通部、光ファイバー、超音波振動子を回転駆動するシャフトや信号ケーブル、多数の位置センサへの信号ケーブル、などの多数の構成要素を設けなければならないからである。

そこで、このような超音波振動子と位置センサとを設けた内視鏡装置の内の、例えば特開平１０−２４８８５２号公報に開示されている超音波診断装置は、位置センサである磁気センサを位置検出カテーテルに設け、この位置検出カテーテルを必要なときだけ超音波内視鏡の挿通部に挿通するようにしている。これにより、鉗子等による処置、挿入形状表示、超音波断層像表示、などの複数の機能を満足させながら、挿通部と位置検出カテーテルとが各々の占有断面積を共有して内視鏡の径が太くなるのを防いでいる。
特開２０００−１３５２１５号公報 特開平８−１０７８７５号公報 特開２００３−３０５０４４号公報 ＵＳ６７５５７９１Ｂ２ 特開平１０−２４８８５２号公報

しかしながら、特開平１０−２４８８５２号公報に開示されている超音波診断装置では、磁気センサを設けた位置検出カテーテルを超音波内視鏡の鉗子チャネルに挿通可能な太さに設計する必要がある。この場合の磁気センサは、金属線を巻回して作成したコイルを用いているが、内視鏡の挿通部の径に合わせて金属線を細くする必要がある。そのために、十分な強度を保つことができず切れ易くなることがあり、磁気センサを壊すことがないように、一般の内視鏡装置よりも挿入に注意が必要になる。

また、大腸内視鏡検査では、全症例に対して挿入の際に形状表示を行うことが必要であるが、これに対して、超音波断層像を必要とする症例は少ない。しかし、この特開平１０−２４８８５２号公報に開示されている超音波診断装置は、この症例数の内訳の実情を反映したものとはいえない。すなわち、内視鏡の先端部に超音波振動子が常に設けられていて、位置検出カテーテルは後から挿通する形態になっているからである。そして、内視鏡の先端部に超音波振動子が設けられていると、内視鏡におけるＣＣＤ等の撮像装置や光学系を直視型から斜視型に変更する必要がある。そのために、内視鏡の挿入をかえって難しいものにしている。なお、直視型、斜視型とは、内視鏡が観察できる視界の方向を示しており、その概念を図１６に示す。図１６は、内視鏡の斜視型と直視型とを説明するための図である。図１６（Ａ）は斜視型の内視鏡を示し、内視鏡の挿入部９１の先端部には、ＣＣＤ９２が、視界方向を挿入軸に対して斜めにするように配置されている。一方、図１６（Ｂ）は直視型の内視鏡を示し、内視鏡の挿入部９１の先端部には、ＣＣＤ９２が、視界方向を挿入軸に沿った方向にするように配置されている。

本発明は上記事情に鑑みてなされたものであり、内視鏡を挿入し易く、必要に応じて超音波断層像を表示することができ、効率的な診断を行い得る超音波診断装置を提供することを目的としている。

上記の目的を達成するために、第１の発明による超音波診断装置は、体腔内へ挿入するためのものであって挿通部が設けられた挿入部を有する内視鏡と、前記挿通部に挿通するように構成されていて先端部に超音波振動子を有する超音波プローブと、を具備し、前記超音波振動子により発生された超音波が反射されて得られる超音波エコー信号に基づいて、超音波断層像を構築するように構成された超音波診断装置であって、前記挿入部の位置と配向とを検出するための位置検出手段をさらに具備したものである。

また、第２の発明による超音波診断装置は、上記第１の発明による超音波診断装置において、前記位置検出手段が、前記挿入部内に設けられた第１の位置検出素子と、外部から該第１の位置検出素子の位置と配向とを検出する第２の位置検出素子と、を有して構成されたものである。

さらに、第３の発明による超音波診断装置は、上記第１の発明による超音波診断装置において、前記位置検出手段が、前記挿入部内に設けられた第２の挿通部に挿通する位置検出用プローブと、該位置検出用プローブ内に設けられた第１の位置検出素子と、外部から該第１の位置検出素子の位置と配向とを検出する第２の位置検出素子と、を有して構成されたものである。

第４の発明による超音波診断装置は、上記第１から第３の発明による超音波診断装置において、前記位置検出手段により検出された前記挿入部の位置と配向とに基づいて、前記挿入部の挿入形状を表示するものである。

第５の発明による超音波診断装置は、上記第１から第４の発明による超音波診断装置において、前記位置検出手段により検出された前記挿入部の位置と配向とに基づいて、該挿入部内の挿通部に挿通された前記超音波プローブから得られる超音波断層像の位置と配向とを算出し、新たな超音波断層像または３次元の超音波画像として再構成する再構成手段をさらに具備したものである。

第６の発明による超音波診断装置は、上記第１から第５の発明による超音波診断装置において、前記位置検出手段により検出された前記挿入部の位置と配向とに基づいて、超音波断層像の体腔内における位置と配向とをガイドするためのガイド画像を生成するガイド画像生成手段をさらに具備したものである。

本発明の超音波診断装置によれば、内視鏡を挿入し易く、必要に応じて超音波断層像を表示することができ、効率的な診断を行ことが可能となる。

以下、図面を参照して本発明の実施例を説明する。

図１および図２は本発明の実施例１を示したものであり、図１は超音波診断装置を兼ねた内視鏡装置の構成を示すブロック図、図２はモニタの画面に挿入形状画像と２次元超音波断層像とを同時に表示している様子を示す図である。

本実施例の内視鏡装置は、超音波診断装置を兼ねたものであり、体腔内で超音波振動子を走査して２次元超音波断層像を得る機能と、超音波振動子の位置と内視鏡挿入部の挿入形状を検出する機能と、を併せもっている。なお、内視鏡装置に設けられている一般的な構成の内の、本発明に関連しない部分については、図示および説明を省略する。

この内視鏡装置は、内視鏡１と、細径超音波プローブ２と、駆動部３と、超音波観測装置４と、位置検出手段たる位置算出装置５と、位置検出手段であり第２の位置検出素子たる受信アンテナ６と、第１モニタ７と、第２モニタ８と、画像処理装置９と、キーボード１１と、マウス１２と、を備えて構成されている。

内視鏡１は、被検体の体腔内に挿入されるように構成された可撓性を有する細長の挿入部１５を備えている。この挿入部１５内には、鉗子やその他の処置具を挿通し得る鉗子チャンネルとしての挿通部１６が設けられている。さらに、挿入部１５には、先端側から手元側へ向かって順に、位置検出手段であり第１の位置検出素子たる複数個の送信コイルＣ１，…，Ｃｎ（ここに、「ｎ」は１以上の整数）が、該挿入部１５の長手方向に沿って内蔵されている。また、挿入部１５の先端部には、ＣＣＤ等で構成される直視型の図示しない撮像装置が、内蔵されている。直視型の内視鏡１は、挿入軸方向を撮像装置により観察することができるために、操作者にとって挿入し易い利点がある。

位置算出装置５は、内視鏡１に接続されていて、挿入部１５に配設された複数個の送信コイルＣ１，…，Ｃｎを励振して磁場を発生させるようになっている。さらに、位置算出装置５には、受信アンテナ６が接続されている。この受信アンテナ６は、送信コイルＣ１，…，Ｃｎにより発生された磁場を検出するためのものである。この受信アンテナ６により検出された信号は、位置算出装置５へ入力されて、該位置算出装置５において各送信コイルＣ１，…，Ｃｎの位置が算出されるようになっている。

細径超音波プローブ２は、挿入部１５の挿通部１６に挿通して用いられるように、細径に構成されたものである。なお、この細径超音波プローブ２は、挿通部１６に所定位置まで挿通された後は、図示しない固定治具を用いて、着脱可能に固定されるようになっている。この細径超音波プローブ２の先端部には、超音波を送受信するための超音波振動子１７が設けられている。また、この細径超音波プローブ２の基端側は、駆動部３に接続されている。この駆動部３は、モータ１８を内蔵しており、このモータ１８と細径超音波プローブ２の超音波振動子１７とは、図示しないフレキシブルシャフトを介して接続されている。このフレキシブルシャフトは、モータ１８の回転力を、細径超音波プローブ２内を介して、超音波振動子１７へ伝達するためのものである。超音波振動子１７からの受信エコーに係るエコー信号は、細径超音波プローブ２内に配設された信号線を介して駆動部３に導かれ、さらにこの駆動部３に接続された超音波観測装置４へ入力されるようになっている。この超音波観測装置４は、入力されたエコー信号を信号処理して、超音波断層像を作成するものである。

画像処理装置９は、多数の画像を記憶し得る大容量の画像メモリ１９を備えており、超音波観測装置４により作成された超音波断層像と、位置算出装置５により算出された送信コイルＣ１，…，Ｃｎの位置と、に基づき、後述するような画像処理を行うものである。

この画像処理装置９には、さらに、表示手段である第１モニタ７および第２モニタ８が接続されているとともに、操作手段であるキーボード１１およびマウス１２が接続されている。

続いて、このような内視鏡装置の作用について説明する。

キーボード１１やマウス１２を介して操作者により超音波走査の指示が入力されると、細径超音波プローブ２の先端部に内蔵された超音波振動子１７は、モータ１８の駆動力により回転しながら、体腔内で超音波の送受信を繰り返す。この超音波走査は、細径超音波プローブ２の挿入方向に垂直な平面内における放射状の走査として行なわれ、すなわち、いわゆるラジアル走査となっている。そして、超音波振動子１７は、ラジアル走査により受信したエコーを電気信号に変換して、エコー信号として超音波観測装置４へ送信する。

超音波観測装置４は、超音波振動子１７から受信したエコー信号に、包絡線検波、対数増幅、Ａ／Ｄ変換、そして極座標系から直交座標系への変換等の処理を行い、一回のラジアル走査に対して一枚の２次元の超音波断層像データ（以下、２次元超音波断層像データ）を作成する。超音波観測装置４は、作成した２次元超音波断層像データを、画像処理装置９へ出力する。２次元超音波断層像データの作成に関する詳細は公知であるために、ここではその説明を省略する。

位置算出装置５は、複数の送信コイルＣ１，…，Ｃｎの各々に対して、互いに異なる周波数の磁場発生電流を供給する。

磁場発生電流を供給された複数の送信コイルＣ１，…，Ｃｎは、互いに異なる周波数の磁場を、周囲の空間へ向けて発生する。ここで、互いに異なる周波数を用いるのは、後で周波数を分離することにより、各々の送信コイルＣ１，…，Ｃｎの位置を識別することができるようにするためである。

送信コイルＣ１，…，Ｃｎから発生した互いに異なる周波数の磁場は、受信アンテナ６により検出される。そして、受信アンテナ６は、検出した磁場を電流に変換して、電気信号として位置算出装置５へ出力する。

位置算出装置５は、受信アンテナ６からの電気信号をＡ／Ｄ変換し、周波数を識別して、各送信コイルＣ１，…，Ｃｎの位置を表す位置ベクトルｒi ＝（ｘi ，ｙi ，ｚi ）を算出する（ここに、ｉは１からｎまでの値をとる。）。なお、この位置ベクトルｒi を算出する際の原点は、受信アンテナ６における特定の位置に設定されている。そして、位置算出装置５は、算出した位置ベクトルｒi を、挿入位置の情報として画像処理装置９へ出力する。

画像処理装置９は、各送信コイルＣ１，…，Ｃｎの位置に基づいて、被検者の体腔への挿入部１５の挿入形状を算出する。ここで、挿入部１５の先端位置は、図１に示すように、先端の最も近くに配置された送信コイルＣ１の位置とする。ここに、この送信コイルＣ１の位置ベクトルは、ｒ1 ＝（ｘ1 ，ｙ1 ，ｚ1 ）であるために、つまり位置ベクトルｒ1 が挿入部１５の先端位置を表していることになる。この挿入形状の算出方法の詳細については、上記「背景技術」において述べた、特開平８−１０７８７５号公報や特開２００３−３０５０４４号公報などに開示されているために、詳細な説明を省略する。

画像処理装置９は、算出した挿入形状を示す画像データを第１モニタ７へ出力して表示させるとともに、これと同時に、２次元超音波断層像データに係る画像データを第２モニタ８へ出力して表示させる。なお、ここでは、挿入形状画像と２次元超音波断層像とをそれぞれ別のモニタに表示させているが、これに限らず、図２に示すように、同一のモニタの画面２１上に、挿入形状画像２２と２次元超音波断層像２３とを同時に表示するようにしても構わない。

また、本実施例においては、挿入部１５内に複数の送信コイルＣ１，…，Ｃｎを設けて磁場を発生させ、この磁場を受信アンテナ６により検出するようにしているが、送受をこの逆にしても構わない。すなわち、挿入部１５内に受信アンテナ６に相当する受信用のコイルを設けるとともに、本実施例の受信アンテナ６の位置に送信コイルを設ける構成としても良い。

さらに、本実施例では、位置検出を磁場により行う（位置検出手段としてコイルを用いる）ようにしているが、これに限るものではなく、他の手段により位置検出を行うようにしても良い。例えば、加速度センサー等を信号線で接続して、位置検出手段を構成するようにしても良い。

そして、本実施例では、細径超音波プローブ２を、モータ１８を用いた機械走査式のものとして構成したが、これに代えて、多数の超音波振動子１７を電気的に切替える電子走査式のものとして構成しても構わない。さらに、走査方向も、ラジアル走査に限らず、コンベックス走査であっても良い。すなわち、本発明は、超音波の走査方式によるものではない。

このような実施例１によれば、複数の送信コイルＣ１，…，Ｃｎを内視鏡１の挿入部１５内に設けるように構成したために、送信コイルＣ１，…，Ｃｎ周辺の設計の自由度が増し、位置検出カテーテル内に送信コイルを設けていた従来例に比して、送信コイルに加わる機械的応力を軽減するように設計することが可能となる。さらに、送信コイルＣ１，…，Ｃｎの信号線を極端に細くする必要がないために、コイルの信号線を切れ難くすることができる。これにより操作者は、装置の耐久性を気にすることなく、検査に集中することが可能となる。

また、細径超音波プローブ２を内視鏡１の挿通部１６に挿通するように構成したために、例えば挿入形状画像を観察しながら挿入部１５の先端を大腸の所望の部位に到達させ、内視鏡１の光学系により関心領域を光学像として観察して、超音波による精密検査が必要となったときに、細径超音波プローブ２を挿通部１６に挿通させて、所望の部位の超音波断層像を観察することが可能となる。さらに、超音波断層像を観察した後に、生検鉗子を用いた生体検査が必要になった場合にも、挿通部１６から細径超音波プローブ２を抜去して、挿通部１６に生検鉗子を挿通することにより、生検鉗子による検査を実施することができる。

そして、内視鏡１の光学系を直視型としたために、挿入時に観察し易いという利点がある。

また、挿入形状画像と２次元超音波断層像とを同時に表示するようにしたために、２次元超音波断層像が体腔のどの位置で観測されているのかを容易に把握することが可能となる。

こうして、本実施例における超音波診断装置としての内視鏡装置によれば、挿入形状が表示されるために、内視鏡１を挿入し易く、必要に応じて超音波断層像を表示することができ、被検者から内視鏡の差し替えを行うことなく一連の検査手順を実施することができる（つまり、効率的な診断を行うことができる。）。

図３から図８は本発明の実施例２を示したものであり、図３は超音波診断装置を兼ねた内視鏡装置の構成を示すブロック図、図４は内視鏡の挿入部における送信コイルの配置を挿入軸方向側から示す図、図５は３次元空間内における２次元超音波断層像データ群の配置を示す図、図６はピクセルで構成される２次元超音波断層像データの座標を説明するための図、図７は２次元超音波断層像データ上の任意の位置の座標を算出する式を説明するための図、図８は、複数枚の２次元超音波断層像データから３次元超音波画像データを構築する様子を示す図である。

この実施例２において、上述の実施例１と同様である部分については同一の符号を付して説明を省略し、主として異なる点についてのみ説明する。

この実施例２における超音波診断装置を兼ねた内視鏡装置は、上述した実施例１において説明した内視鏡１の挿入形状と２次元超音波断層像とを表示する機能に加えて、さらに、３次元超音波画像を作成して表示する機能を備えたものとなっている。なお、本実施例においても、内視鏡装置に設けられている一般的な構成の内の、本発明に関連しない部分については、図示および説明を省略する。

本実施例の内視鏡１は、上述した実施例１の図１に示した内視鏡１に対して、送信コイルＣ１’を追加したものとなっている。すなわち、図３および図４に示すように、挿入部１５の先端側から手元側へ順に配列されている送信コイルＣ１，…，Ｃｎの内の、最も先端側に配置された送信コイルＣ１の近傍に、送信コイルＣ１’が配設されている。送信コイルＣ１，…，Ｃｎは、例えば挿入軸の方向が巻線軸の方向と一致するように配設されているのに対して、送信コイルＣ１’は、挿入軸の方向に直交する方向が巻線軸の方向となるように配設されたものとなっている。さらに、送信コイルＣ１’は、ラジアル走査により得られる２次元超音波断層像の１２時方向と一致するような配向になるように配設されている。送信コイルＣ１’の具体的な配置例としては、図４に示すように、送信コイルＣ１と挿通部１６とが、挿入部１５の経方向の対向する位置に配設されていて、送信コイルＣ１’は、送信コイルＣ１と挿通部１６との間にこれらを結ぶ経方向に沿って配設されている。そして、送信コイルＣ１と送信コイルＣ１’とは、一対の送信コイルとして、後述するように機能するようになっている。なお、送信コイルＣ１は、細径超音波プローブ２を挿通部１６へ所定位置まで挿入したときに、超音波振動子１７の近傍に位置するように配置されたものとなっている。これにより、送信コイルＣ１の位置が、超音波振動子１７の位置、つまり超音波走査の中心位置であると考えて、実質的に差し支えないように構成されている。

また、画像処理装置９は、上述した実施例１において説明したような機能に加えて、さらに３次元超音波画像データを再構成する機能を備えた再構成手段となっている。

続いて、このような内視鏡装置の作用について説明する。

実施例１と同様に、キーボード１１やマウス１２を介して操作者により超音波走査の指示が入力されると、細径超音波プローブ２の先端部に内蔵された超音波振動子１７は、駆動部３により駆動されて、超音波を送受波するラジアル走査を行う。

超音波観測装置４は、このラジアル走査により得られるエコー信号に、包絡線検波、対数増幅、Ａ／Ｄ変換、そして極座標系から直交座標系への変換等の処理を行い、一回のラジアル走査に対して一枚の２次元超音波断層像データを作成して、画像処理装置９へ出力する。

位置算出装置５は、複数の送信コイルＣ１，Ｃ１’，Ｃ２，…，Ｃｎの各々に対して、互いに異なる周波数の磁場発生電流を供給する。

これにより複数の送信コイルＣ１，Ｃ１’，Ｃ２，…，Ｃｎは、互いに異なる周波数の磁場を、周囲の空間へ向けて発生する。

送信コイルＣ１，Ｃ１’，Ｃ２，…，Ｃｎから発生した互いに異なる周波数の磁場は、受信アンテナ６により検出される。そして、受信アンテナ６は、検出した磁場を電流に変換して、電気信号として位置算出装置５へ出力する。

位置算出装置５は、受信アンテナ６からの電気信号をＡ／Ｄ変換し、周波数を識別して、各送信コイルＣ１，…，Ｃｎの位置を表す位置ベクトルｒi ＝（ｘi ，ｙi ，ｚi ）を算出する（ここに、ｉは１からｎまでの値をとる。）。なお、位置ベクトルｒi を算出する際の原点Ｏ（図６、図７参照）は、実施例１と同様に、受信アンテナ６における特定の位置に設定されている。また、送信コイルＣ１’は、一対の送信コイルの他方である送信コイルＣ１の近傍に配置されているために、該送信コイルＣ１と同一位置にあるものとして扱うことにする。そして、位置算出装置５は、算出した位置ベクトルｒi を、挿入位置の情報として画像処理装置９へ出力する。

また、位置算出装置５は、一対の送信コイルＣ１，Ｃ１’については、位置ベクトルｒ1 を算出するだけでなく、さらに、その配向を示す２つの方向ベクトルＶ，Ｖ12を算出する。ここに、方向ベクトルＶは、送信コイルＣ１の巻線軸の方向を示すベクトルであり、方向ベクトルＶ12は、送信コイルＣ１’の巻線軸の方向を示すベクトルである（図６および図７参照）。なお、送信コイルＣ１の位置ベクトルｒ1 ＝（ｘ1 ，ｙ1 ，ｚ1 ）は、上述したように、実質的に、２次元超音波断層像データ２５の中心Ｒの位置を示すベクトルであると考えて差し支えない。

そして、位置算出装置５は、算出した方向ベクトルＶ，Ｖ12を、２次元超音波断層像に係る方向情報として、画像処理装置９へ出力する。なお、２次元超音波断層像に係る位置情報は、前述の位置ベクトルｒ1 を用いるようになっている。

前述の方向ベクトルＶは、巻線軸の方向が内視鏡１の挿入軸方向と一致するように設けられた送信コイルＣ１の、磁場を検出して得られた信号に基づき算出される。ラジアル走査を行う場合には、２次元超音波断層像データ２５が内視鏡１の挿入軸に垂直となるために、方向ベクトルＶは、２次元超音波断層像データ２５の法線ベクトルに相当する。

また、方向ベクトルＶ12は、巻線軸の方向が２次元超音波断層像データ２５の１２時方向と一致するように設けられた送信コイルＣ１’の、磁場を検出して得られた信号に基づき算出される。従って、この方向ベクトルＶ12は、２次元超音波断層像データ２５の１２時方向ベクトルに相当し、方向ベクトルＶとは直交する。

なお、位置算出装置５は、これらの方向ベクトルＶ，Ｖ12を、それぞれ予め単位長に正規化して算出するようになっている。

ところで、図３に示すように、細径超音波プローブ２を挿通部１６に所定位置まで挿通して超音波振動子１７が内視鏡１の先端から突出したところで固定すると、超音波振動子１７は、常に内視鏡１の先端近傍にあって、内視鏡１の先端と一定の距離を保つとみなすことができる。従って、上述したように、内視鏡１の先端位置を示す送信コイルＣ１の位置ベクトルｒ1 が、超音波振動子１７の回転中心位置であると考えて、実使用上差し支えない。つまり、最も先端側の送信コイルＣ１の位置ベクトルｒ1 は、２次元超音波断層像データ２５の中心の座標に相当する。

次に、超音波振動子１７によりラジアル走査を行いながら、操作者が被検者の体腔内で細径超音波プローブ２と一体に内視鏡１の挿入部１５を進退させることにより、内視鏡１の進退経路に沿った複数枚の２次元超音波断層像データ２５が得られる。これと同時に、挿入部１５の挿入位置の情報と、超音波振動子１７の位置情報および配向情報と、が得られる。これらのデータは、逐次、画像処理装置９へ送信される。

画像処理装置９は、各送信コイルＣ１，…，Ｃｎの位置に基づいて、被検者の体腔への挿入部１５の挿入形状（位置および配向）を算出する。

そして、画像処理装置９は、算出した挿入形状を示す画像データを第１モニタ７へ出力して表示させるとともに、これと同時に、２次元超音波断層像データ２５に係る画像データを第２モニタ８へ出力して表示させる。なお、上述と同様に、挿入形状画像と２次元超音波断層像とを、同一のモニタ画面上に表示しても構わない。

一方、画像処理装置９は、超音波観測装置４から受信したデジタル化された２次元超音波断層像データ２５と、位置算出装置５から受信した方向ベクトルＶ，Ｖ12および２次元超音波断層像データ２５の中心位置の位置ベクトルｒ1 とを、画像メモリ１９に記憶する。これにより、該画像メモリ１９に記憶された２次元超音波断層像データ２５のデータ群は、例えば図５に示すように、位置と方向とを備えたデータ群として、３次元空間内に配置することが可能となる。

２次元超音波断層像データ２５は、超音波観測装置４により、エコー信号の強度に対応する輝度値を有するピクセル２５ａ（図６参照）を、２次元状に配列したデータとして生成されるが、２次元超音波断層像データ２５が位置および方向を備えているために、各ピクセル２５ａも３次元空間内における位置とその輝度を有することになる。このようにして、ラジアル走査を続けることにより、２次元超音波断層像データ２５が順次得られ、それぞれの２次元超音波断層像データ２５について、それを構成する各ピクセル２５ａを３次元空間に配置することにより、３次元空間内での位置とその輝度を有するピクセル群が構成される。

ここで、各ピクセル２５ａの３次元空間における位置を求める方法について、図６および図７を参照して説明する。

まず、２次元超音波断層像データ２５上の任意の点をＰとし、２次元超音波断層像データ２５の中心、すなわち超音波振動子１７の回転中心をＲとする。さらに、回転中心Ｒから点Ｐまでの、３時方向の距離をａ、１２時方向の距離をｂとする。すると、点Ｐの３次元空間上での位置ベクトルｐは、図６および図７から明らかなように、正規化された方向ベクトルＶとＶ12とを用いて、次の数式１により算出することができる。
［数１］
ｐ＝ｒ1 ＋ａ（Ｖ12×Ｖ）＋ｂＶ12
ただし、Ｖ12×Ｖは、Ｖ12とＶとの外積であり、３時方向を示す方向ベクトルとなっている。

従って、各々の２次元超音波断層像データ２５は、数式１を満足する３次元空間上の位置Ｐをもつボクセルの集合であるといえる。なお、ボクセルとは、３次元超音波画像データを構成する各々の３次元空間上のデータのことである。各々の２次元超音波画像は、操作者が被検体の体腔内で細径超音波プローブ２ごと内視鏡１を進退させたときの、細径超音波プローブ２の進退経路に沿っている。

画像処理装置９は、複数枚の連続した２次元超音波断層像データ２５の各々の位置ベクトルｒと方向ベクトルＶ，Ｖ12とに基づいて、各々の２次元超音波断層像データ２５の全てのピクセル２５ａの位置情報を算出する。

次に、画像処理装置９は、２次元超音波断層像データ２５の全てのピクセル２５ａの位置とその輝度とから、３次元超音波画像データ２６を図８に示すように構築する。この３次元超音波画像データ２６は、３次元空間上にその位置と輝度を持ったデータ（ボクセル）の集合であるといえる。

さらに、画像処理装置９は、隣り合う前後の２次元超音波断層像データ２５同士のすき間にあるボクセルの位置と輝度とを、その周辺にあるピクセル２５ａの位置と輝度とに基づき補間して内挿する。また、画像処理装置９は、２次元超音波断層像データ２５が交差して重複する部分に関しては、輝度を平均化してボクセルの輝度とする。このような処理を行うことにより、画像処理装置９は、図８に示すように、複数の２次元超音波断層像データ２５から３次元超音波画像データ２６を構築する。

３次元超音波画像データ２６は、上述したように、輝度を持つボクセルの集合であり、画像処理装置９は、この３次元超音波画像データ２６に基づき、３次元超音波画像を第１モニタ７または第２モニタ８に表示させる。このとき、挿入形状画像と２次元超音波断層像と３次元超音波画像との内の少なくとも２つを、同時に表示するようにしても良い。

なお、後述する実施例において記載する３次元超音波画像は、ここで説明したような３次元超音波画像データ２６と同様に構成されたものであるとする。

また、本実施例では、送信コイルＣ１’を、巻線軸の方向が挿入軸方向に垂直な方向となるように配置されたものであるとしたが、送信コイルＣ１’の方向はこれに限るものではなく、方向ベクトルＶ12を算出可能な任意の角度に配置するようにしても良い。

このような実施例２によれば、上述した実施例１とほぼ同様の効果を奏することができる。

さらに、この実施例２によれば、超音波振動子１７の位置と２次元超音波断層像データ２５の方向とを検出する手段を設けたために、挿入部１５の先端の進退経路を正確にトレースした３次元超音波画像データ２６を得ることができる。従って、操作者は、挿入部１５の進退に合わせて内視鏡１の曲がり具合を観察することができ、さらに、必要に応じて細径超音波プローブ２を挿通させて所望の部位の超音波断層像を観察することができるとともに、体腔の曲がり具合を忠実に反映した正確な３次元超音波画像を観察することができる。

また、操作者は、内視鏡１の挿入形状画像と２次元超音波断層像と３次元超音波画像とを同時に表示させて、走査時に内視鏡１を正確に目的の臓器に近付かせ、３次元超音波画像を観察して、２次元超音波断層像が関心領域を的確に捉えているか否かを容易に判断することができる。

図９から図１３は本発明の実施例３を示したものであり、図９は超音波診断装置を兼ねた内視鏡装置の構成を示すブロック図、図１０は内視鏡装置によりガイド画像を生成する処理を示すフローチャート、図１１は３次元の解剖学的な画像情報において画像情報平面を選択する様子を示す図、図１２は選択された画像情報平面上において特徴点を指定する様子を示す図、図１３は画面上にガイド画像と２次元超音波断層像とを並べて同時に表示している様子を示す図である。

この実施例３において、上述の実施例１，２と同様である部分については同一の符号を付して説明を省略し、主として異なる点についてのみ説明する。

この実施例３の内視鏡装置は、上述した実施例２の図３に示した構成に、さらにプレート１３と、マーカコイル１４と、を追加したものとなっている。プレート１３は、磁場を発生するコイルを内蔵する略楕円盤状の装置であり、ベルトを用いて被検者の身体にくくり付けることができるように構成されている。また、マーカコイル１４は、磁場を発生するコイルを先端側に内蔵するスティック状の装置である。そして、これらのプレート１３とマーカコイル１４とは、図９に示すように、位置算出装置５にそれぞれ接続されている。

そして、画像処理装置９は、上述した実施例２において説明したような機能に加えて、体腔内における２次元超音波断層像の位置と方向とをナビゲーションするためのガイド画像を作成する機能を備えた、再構成手段、ガイド画像生成手段となっている。

続いて、本実施例の内視鏡装置の作用の内の、上述した実施例の内視鏡の作用と異なる部分、つまりガイド画像を生成する作用について説明する。

図１０を参照して、内視鏡装置によりガイド画像を生成する処理について説明する。なお、この図１０を参照して説明する処理には、操作者による操作も一部含まれている。

画像処理装置９の画像メモリ１９には、生体内の部位の解剖学的な画像情報が３次元画像データとして記録されていて、この３次元画像データには、体表もしくは体腔内の特徴点の位置を設定することができるようになっている。ここに、解剖学的な画像情報としては、例えば凍結人体を数ミリ間隔でスライスして撮影された画像データ（これは、人体の模式図データである。）が用いられる。解剖学的な画像情報は、モノクロの輝度あるいはカラー等により識別された生体の情報で構成された３次元領域のボクセルの集合であり、該画像情報はボクセル単位で取り出すことができるようになっている。

ガイド画像を作成する際には、検査を行う前に、３次元の解剖学的な画像情報を、第１モニタ７または第２モニタ８上に表示して、操作者が人体の模式図データの解剖学的な画像情報上において４つの特徴点を選択する。なお、特徴点は、体表面または体腔表面において選択され、より実用的には、例えば、体表面において２つ、体腔表面において２つ選択される。より具体的な例として、ここでは、特徴点として、剣状突起、骨盤右端、幽門、十二指腸乳頭、を選択するものとする。

この特徴点を選択する具体的な方法について、図１１および図１２を参照して説明する。

図１１に示すように、操作者は、マウス１２を用いて、例えば直方体形状をなす３次元の解剖学的な画像情報２７（なお、この画像情報２７は、ボクセル２９の集合である。）上の側面に沿って、ポインタ３１を移動させ、マウス１２のボタンをクリックすることにより、特徴点の位置を的確に指定することができる解剖学的な画像情報平面２８を選択して、第１モニタ７または第２モニタ８に表示させる。

すると、図１２に示すように、人体の断面を含む画像情報平面２８が、平面として表示される。なお、この画像情報平面２８にも、ポインタ３１が表示されている。

そして、操作者は、表示された解剖学的な画像情報平面２８上において、マウス１２を用いて特徴点Ｐの位置までポインタ３１を移動し、マウス１２のボタンをクリックすることにより、特徴点を指定する。このような操作が、４つの特徴点を指定し終えるまで、繰り返して行われる。

各々の特徴点の位置が指定される都度に、画像処理装置９は、各々の特徴点の、解剖学的な画像情報２７の原点Ｏ’からの位置情報を登録する。これにより解剖学的な画像情報２７上に指定した特徴点で、座標系が生成される（ステップＳ１）。

次に、被検者である実際の生体において、先に選択した４つの特徴点の位置データを登録する。これは、解剖学的な画像情報２７上に指定された４つの特徴点の座標と、実際の生体における４つ特徴点（混同を避けるために、以下では基準点という。）の位置データと、を対応させるためである。具体的には、操作者は、被検者の体表の剣状突起にプレート１３を取り付けることにより、基準点としての剣状突起の位置を取得する。また、操作者は、骨盤右端にマーカコイル１４を当て付けることにより、基準点としての骨盤右端の位置を取得する。さらに、操作者は、内視鏡１を被検者の体腔内へ挿入して、挿入部１５の先端を体腔内の幽門に近接させることにより、基準点としての幽門の位置を送信コイルＣ１の位置として取得する。そして、操作者は、挿入位置を移動させて、挿入部１５の先端を十二指腸乳頭に近接させることにより、基準点としての十二指腸乳頭の位置を送信コイルＣ１の位置として取得する。これにより被験者の実際の基準点で座標系が生成される（ステップＳ２）。

次に、画像処理装置９は、被験者の実際の基準点で生成する座標系と、解剖学的な画像情報２７上に指定した特徴点で生成する座標系と、の対応をとる座標系間の変換式を、被験者の４つの基準点から構成される三角錐と、解剖学的な画像情報２７上の４つの特徴点から構成される三角錐と、が相似であることを仮定して決定する。ここに、両方の三角錐が相似である理由は、解剖学的な画像情報２７上の関心領域を含む臓器の配置と、実際の被検者の臓器の配置とが、同じであると仮定することによっている（ステップＳ３）。

上述したステップＳ１からステップＳ３までが、ガイド画像を作成するための準備段階である。

次に、超音波走査が開始されると、画像処理装置９は超音波走査中であるか否かを判定する（ステップＳ４）。

ここで超音波走査中であると判定された場合には、被験者の４つの基準点の位置に対して、被検者の体位の変動に応じた位置補正を行う。そして、補正後の被験者の基準点から求めた２次元超音波断層像データ２５の中心位置を、ステップＳ３で決めた座標系間の変換式を使って、解剖学的な画像情報２７の特徴点で生成する座標系に対応させ、２次元超音波断層像データ２５の中心位置の対応点を求める。つまり、座標間の変換式を用いて、位置算出装置５により得られた位置情報から、被験者の体腔内の超音波振動子１７の位置（２次元超音波断層像データ２５の中心位置）に対応する解剖学的な画像情報２７上の位置を特定する（ステップＳ５）。

次に、画像処理装置９は、超音波振動子１７の配向を表す位置情報から、解剖学的な画像情報２７上で２次元超音波断層像の中心位置の対応点を含む２次元超音波断層像と配向を同じくする断面を生成する（ステップＳ６）。

そして、２次元超音波断層像の位置と配向を同じくする解剖学的な画像情報２７上の断面をガイド画像として、２次元超音波断層像とともに、図１３に示すように第１モニタ７または第２モニタ８上に表示する（ステップＳ７）。この図１３に示すガイド画像３２は、膵管胆管合流部を表しており、膵管（ＰＤ：Pancreas Duct）、総胆管（ＣＢＤ：Common Bile Duct）、門脈（ＰＶ：Portal Vein）等がそれぞれ色分けされたアノテーションが重畳された画像である。

このステップＳ７の処理を行ったら、上記ステップＳ４へ戻り、上述したような処理を行う。従って、１回の超音波スキャンが行われる毎に、ステップＳ４からステップＳ７の処理が繰り返して行われ、リアルタイムでガイド画像３２が表示されることになる。

このような実施例３によれば、上述した実施例１，２とほぼ同様の効果を奏することができる。

さらに、この実施例３によれば、挿入形状画像に加えてガイド画像をリアルタイムに観察することができるために、２次元超音波断層像の位置を正確に確認しながら、挿入部１５の先端を関心領域へ正確かつ容易に導くことが可能となる。

また、挿入部１５の先端が所望の部位に到達した後に、内視鏡１の光学系により関心領域を光学像として観察した結果、超音波による精密検査が必要となったときに、細径超音波プローブ２を挿通部１６に挿通させて、所望の部位のガイド画像と超音波断層像とを対比させて観察することが可能となる。

図１４および図１５は本発明の実施例４およびその変形例を示したものであり、図１４は内視鏡の一例と細径超音波プローブと挿入形状検出用プローブとを示す図、図１５は内視鏡の他の例と細径超音波プローブと挿入形状検出用プローブとを示す図である。この実施例４において、上述の実施例１〜３と同様である部分については同一の符号を付して説明を省略し、主として異なる点についてのみ説明する。

本実施例の内視鏡１は、上述した実施例１〜３の内視鏡１と異なり、送信コイルＣ１，…，Ｃｎを備えてはいない。そして、この内視鏡１には、挿通部１６以外に、もう一つ管状の挿通部１６Ｂが設けられている。

そして、一方の挿通部１６には、上述した細径超音波プローブ２が挿通されるようになっているとともに、他方の挿通部１６Ｂには、内視鏡１の挿入形状を検出するための位置検出用プローブたる挿入形状検出用プローブ４１が挿通されるようになっている。

そして、前記複数個の送信コイルＣ１，…，Ｃｎは、この挿入形状検出用プローブ４１内に配設されている。すなわち、挿入形状検出用プローブ４１内には、先端側から基端側に向かって順に、送信コイルＣ１，…，Ｃｎが一列に配列して設けられている。そして、これらの送信コイルＣ１，…，Ｃｎは、それぞれが位置算出装置５に電気的に接続されている。

その他の構成については、上述した実施例１と同様である。

次に、本実施例の内視鏡装置の作用の内の、上述した実施例１の内視鏡装置の作用と異なる部分は、内視鏡１の形状を検出しようとする際には、挿入形状検出用プローブ４１を挿通部１６Ｂに挿通して、図示しない固定治具等を用いて挿入部１５に固定する点である。これにより、内視鏡１の挿入形状を検出することができる。

これに加えて、細径超音波プローブ２を挿通部１６に挿通すれば、内視鏡１の挿入形状画像と２次元超音波断層像とを表示することができるのも、上述した実施例１と同様である。

なお、上述では、挿入形状検出用プローブ４１を挿通部１６Ｂに、細径超音波プローブ２を挿通部１６に、それぞれ挿通するようにしたが、挿通部１６と挿通部１６Ｂとを同一径のものとする場合には、何れのプローブを何れの挿通部に挿通しても構わない。

このような実施例４によれば、上述した実施例１とほぼ同様の効果を奏することができる。

さらに、本実施例によれば、内視鏡１の使用状況や目的に応じて、挿入形状検出用プローブ４１や細径超音波プローブ２を挿通部１６から抜脱して生検鉗子と取り替えることができる。光学像での観察、挿入形状を観察しながらの超音波断層像の観察、および挿通部１６に生検鉗子を通じての生体検査を行うことができる。

このように、内視鏡に複数の挿通部を設けたために、一方の挿通部を用いて超音波診断を行ないながら、他方の挿通部を用いて多種多様な処置を行うことが可能となるという、著しい効果を奏する。特に大腸検査では、一方の挿通部１６から体腔内に水を注入して、超音波断層像の観察を継続することができる利点がある。また、呼吸器系検査においても、一方の挿通部により痰を除きながら、超音波断層像の観察を行うことができる利点がある。

次に、図１５を参照して、実施例４の変形例について説明する。

この変形例においては、挿入形状検出用プローブ４１内に、複数個の送信コイルＣ１，…，Ｃｎを配置するとともに、さらに送信コイルＣ１’を配置したものとなっている。この送信コイルＣ１’は、送信コイルＣ１に対して、上述した実施例２の図３に示したものと同様の位置関係を有するように、挿入形状検出用プローブ４１内に配置されている。その他の構成については、上述した実施例２と同様である。

この変形例の内視鏡装置の作用の内の、上述した実施例２の内視鏡装置の作用と異なる部分は、内視鏡１の形状を検出しようとする際には、挿入形状検出用プローブ４１を挿通部１６Ｂに挿通して、図示しない固定治具等を用いて挿入部１５に固定する点である。

これにより、超音波振動子１７の位置と配向情報とを得ることができる。そして、内視鏡１の挿入形状画像と２次元超音波断層像とに加えて、さらに３次元超音波画像を表示することが可能となる。

このような変形例によれば、上述した実施例２とほぼ同様の効果を奏することができる。これに加えて、上述した実施例４と同様の効果を奏することができる。

なお、プレート１３およびマーカコイル１４をさらに設けることにより、上述した実施例３と同様の効果を奏することも可能となる。

なお、本発明は上述した実施例に限定されるものではなく、発明の主旨を逸脱しない範囲内において種々の変形や応用が可能であることは勿論である。

本発明は、生体へ超音波を送信し生体組織からの反射波を受信して超音波画像を得る超音波診断装置に好適に利用することができる。

本発明の実施例１における超音波診断装置を兼ねた内視鏡装置の構成を示すブロック図。 上記実施例１において、モニタの画面に挿入形状画像と２次元超音波断層像とを同時に表示している様子を示す図。 本発明の実施例２における超音波診断装置を兼ねた内視鏡装置の構成を示すブロック図。 上記実施例２の内視鏡の挿入部における送信コイルの配置を挿入軸方向側から示す図。 上記実施例２において、３次元空間内における２次元超音波断層像データ群の配置を示す図。 上記実施例２において、ピクセルで構成される２次元超音波断層像データの座標を説明するための図。 上記実施例２において、２次元超音波断層像データ上の任意の位置の座標を算出する式を説明するための図。 上記実施例２において、複数枚の２次元超音波断層像データから３次元超音波画像データを構築する様子を示す図。 本発明の実施例３における超音波診断装置を兼ねた内視鏡装置の構成を示すブロック図。 上記実施例３において、内視鏡装置によりガイド画像を生成する処理を示すフローチャート。 上記実施例３において、３次元の解剖学的な画像情報において画像情報平面を選択する様子を示す図。 上記実施例３において、選択された画像情報平面上において特徴点を指定する様子を示す図。 上記実施例３において、画面上にガイド画像と２次元超音波断層像とを並べて同時に表示している様子を示す図。 本発明の実施例４における内視鏡の一例と細径超音波プローブと挿入形状検出用プローブとを示す図。 上記実施例４の変形例における内視鏡の例と細径超音波プローブと挿入形状検出用プローブとを示す図。 内視鏡の斜視型と直視型とを説明するための図。

符号の説明

１…内視鏡
２…細径超音波プローブ
３…駆動部
４…超音波観測装置
５…位置算出装置（位置検出手段）
６…受信アンテナ（位置検出手段、第２の位置検出素子）
７…第１モニタ
８…第２モニタ
９…画像処理装置（再構成手段、ガイド画像生成手段）
１１…キーボード
１２…マウス
１３…プレート
１４…マーカコイル
１５…挿入部
１６，１６Ｂ…挿通部
１７…超音波振動子
１８…モータ
１９…画像メモリ
２１…画面
２２…挿入形状画像
２３…２次元超音波断層像
２５…２次元超音波断層像データ
２５ａ…ピクセル
２６…３次元超音波画像データ
２７…３次元の解剖学的な画像情報
２８…解剖学的な画像情報平面
２９…ボクセル
３１…ポインタ
３２…ガイド画像
４１…挿入形状検出用プローブ（位置検出用プローブ）
Ｃ１，Ｃ１’，Ｃ２，…，Ｃｎ…送信コイル（位置検出手段、第１の位置検出素子）
代理人 弁理士 伊 藤 進

Claims (6)

1. 体腔内へ挿入するためのものであって挿通部が設けられた挿入部を有する内視鏡と、
   前記挿通部に挿通するように構成されていて、先端部に超音波振動子を有する超音波プローブと、
   を具備し、
   前記超音波振動子により発生された超音波が反射されて得られる超音波エコー信号に基づいて、超音波断層像を構築するように構成された超音波診断装置であって、
   前記挿入部の位置と配向とを検出するための位置検出手段をさらに具備したことを特徴とする超音波診断装置。
2. 前記位置検出手段は、前記挿入部内に設けられた第１の位置検出素子と、外部から該第１の位置検出素子の位置と配向とを検出する第２の位置検出素子と、を有して構成されたものであることを特徴とする請求項１に記載の超音波診断装置。
3. 前記位置検出手段は、前記挿入部内に設けられた第２の挿通部に挿通する位置検出用プローブと、該位置検出用プローブ内に設けられた第１の位置検出素子と、外部から該第１の位置検出素子の位置と配向とを検出する第２の位置検出素子と、を有して構成されたものであることを特徴とする請求項１に記載の超音波診断装置。
4. 前記位置検出手段により検出された前記挿入部の位置と配向とに基づいて、前記挿入部の挿入形状を表示するものであることを特徴とする請求項１から請求項３の内の何れか一項に記載の超音波診断装置。
5. 前記位置検出手段により検出された前記挿入部の位置と配向とに基づいて、該挿入部内の挿通部に挿通された前記超音波プローブから得られる超音波断層像の位置と配向とを算出し、新たな超音波断層像または３次元の超音波画像として再構成する再構成手段をさらに具備したことを特徴とする請求項１から請求項４の何れか一項に記載の超音波診断装置。
6. 前記位置検出手段により検出された前記挿入部の位置と配向とに基づいて、超音波断層像の体腔内における位置と配向とをガイドするためのガイド画像を生成するガイド画像生成手段をさらに具備したことを特徴とする請求項１から請求項５の何れか一項に記載の超音波診断装置。

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