JP2017192478A - 画像生成装置および画像生成方法 - Google Patents

Abstract

【課題】被検体内に挿入される医療用具の超音波画像内の位置を確実且つ視覚的に容易に把握できる画像生成装置を提供する。【解決手段】被検体に入射した超音波の被検体からの反射波を受信した受信信号に基づいて超音波画像を生成する演算処理部３５０を備えた画像生成装置１０であって、前記演算処理部３５０が、前記受信信号に基づいて前記超音波の入射方向に沿った各位置における減衰特徴値を算出することと、前記減衰特徴値に基づいて前記被検体内に挿入される医療用具の位置を検出することと、前記超音波画像内の前記医療用具の位置を識別表示する制御を行うことと、を実行する。【選択図】図１３

Description

本発明は、超音波画像を生成する画像生成装置および画像生成方法に関する。

超音波診断装置における穿刺針の視認性を向上させる技術として、穿刺針の動きを示す動き量（動きベクトル）を累積して用い、超音波画像内で穿刺針を強調させる技術が知られている（特許文献１を参照）。

特開２０１５−１３１１０３号公報

しかし、特許文献１の技術は、被検体内への挿入に伴う穿刺針の動き量に基づいて穿刺針の領域を強調させるものであるため、穿刺の途中で穿刺針の挿入を止めた場合等、穿刺針の動きが止まった場合に、穿刺針の領域を適正に強調させることが困難となる問題があった。この問題は、穿刺針に限らず、被検体内に挿入される他の医療用具についても同様であった。そこで本発明は、被検体内に挿入される医療用具の超音波画像内の位置を確実且つ視覚的に容易に把握できるようにする技術を提供することを目的とする。

上記課題を解決するための第１の発明は、被検体に入射した超音波の前記被検体からの反射波を受信した受信信号に基づいて超音波画像を生成する演算処理部を備えた画像生成装置であって、前記演算処理部が、前記受信信号に基づいて前記超音波の入射方向に沿った各位置における減衰特徴値を算出することと、前記減衰特徴値に基づいて前記被検体内に挿入される医療用具の位置を検出することと、前記超音波画像内の前記医療用具の位置を識別表示する制御を行うことと、を実行する画像生成装置である。

また、他の発明として、被検体に入射した超音波の前記被検体からの反射波を受信した受信信号に基づいて超音波画像を生成する画像生成方法であって、前記受信信号に基づいて前記超音波の入射方向に沿った各位置における減衰特徴値を算出することと、前記減衰特徴値に基づいて前記被検体内に挿入される医療用具の位置を検出することと、前記超音波画像内の前記医療用具の位置を識別表示する制御を行うことと、を含む画像生成方法を構成してもよい。

第１の発明等によれば、超音波の入射方向に沿った各位置（入射方向位置）における減衰特徴値を算出し、各入射方向位置の減衰特徴値に基づき被検体内に挿入される医療用具の位置を検出して超音波画像内で識別表示することができる。この識別表示によれば、ユーザーは、超音波画像内の医療用具の位置を確実且つ視覚的に容易に把握することができる。

また、第２の発明として、前記演算処理部が、前記減衰特徴値の前記入射方向に沿った微分値を算出すること、を実行し、前記検出することは、前記減衰特徴値の微分値に基づいて前記医療用具の位置を検出することである、第１の発明の画像生成装置を構成してもよい。

第２の発明によれば、減衰特徴値を超音波の入射方向に沿って微分し、微分値から医療用具の位置を検出することができる。

また、第３の発明として、前記検出することは、前記医療用具の挿入方向に沿った前記超音波の入射方向断面像における前記医療用具の位置を検出することである、第１又は第２の発明の画像生成装置を構成してもよい。

第３の発明によれば、医療用具の挿入方向に沿った超音波の入射方向断面像内で医療用具の位置を識別表示することができる。

また、第４の発明として、前記検出することは、前記医療用具の挿入方向に交差する方向に沿った前記超音波の入射方向断面像における前記医療用具の位置を検出することである、第１又は第２の発明の画像生成装置を構成してもよい。

第４の発明によれば、医療用具の挿入方向に交差する方向に沿った超音波の入射方向断面像内で医療用具の位置を識別表示することができる。

また、第５の発明として、前記演算処理部が、前記医療用具の位置の検出結果から当該医療用具の予測位置を算出することと、前記超音波画像内の前記医療用具の予測位置を識別表示する制御を行うことと、を実行する第１〜第４の何れかの発明の画像生成装置を構成してもよい。

第５の発明によれば、医療用具の予測位置を算出して識別表示することができる。

また、第６の発明として、前記減衰特徴値を算出することは、前記超音波の入射信号強度と、前記反射波の受信信号強度とを用いて、前記受信信号の減衰を相殺するための減衰補正値を算出することである、第１〜第５の何れかの発明の画像生成装置を構成してもよい。

第６の発明によれば、減衰特徴値として、受信信号の減衰を相殺するための減衰補正値を算出することができる。

また、第７の発明として、前記減衰特徴値を算出することは、前記超音波の入射信号強度と、前記反射波の受信信号強度とを用いて、前記受信信号の減衰強度値を算出することである、第１〜第５の何れかの発明の画像生成装置を構成してもよい。

第７の発明によれば、減衰特徴値として、受信信号の減衰強度値を算出することができる。

画像生成装置のシステム構成例を示す図。 第１実施形態に係る対象部位の超音波測定および当該対象部位に穿刺針を挿入する様子を模式的に示す図。 減衰特徴値の算出を説明するための簡易的な超音波伝搬モデルを示す図。 減衰補正値をグラフ化した図。 先端位置の識別表示例を示す図。 先端位置の他の識別表示例を示す図。 先端位置の他の識別表示例を示す図。 先端位置の他の識別表示例を示す図。 対象部位に超音波プローブを当てて穿刺針を挿入する様子を模式的に示す他の図。 穿刺針の予測位置の算出を説明する図。 予測位置の識別表示例を示す図。 予測位置の他の識別表示例を示す図。 第１実施形態における画像生成装置の機能構成例を示すブロック図。 第１実施形態における超音波画像の生成処理の流れを示すフローチャート。 第２実施形態における画像生成装置の全体構成例を示す図。 第２実施形態に係る対象部位の超音波測定および当該対象部位に穿刺針を挿入する様子を模式的に示す概略斜視図。 図１６の超音波画像を示す図。 図１６の他の超音波画像を示す図。 図１６の他の超音波画像を示す図。 図１６の他の超音波画像を示す図。 減衰補正値をグラフ化した他の図。 第２実施形態における予測位置の算出を説明する図。 穿刺針の予測位置の識別表示例を示す図。 第２実施形態における画像生成装置の機能構成例を示すブロック図。 第２実施形態における超音波画像の生成処理の流れを示すフローチャート。

以下、図面を参照して、本発明の好適な実施形態について説明する。なお、以下説明する実施形態によって本発明が限定されるものではなく、本発明を適用可能な形態が以下の実施形態に限定されるものでもない。また、図面の記載において、同一部分には同一の符号を付す。

（第１実施形態）
図１は、第１実施形態における画像生成装置１０の全体構成例を示す図である。画像生成装置１０は、超音波プローブ１６が処理装置３０と接続されて構成され、超音波測定を利用して被検体２の生体情報を取得する。

超音波プローブ１６は、超音波を送受信する複数の超音波素子（超音波振動子）を配列して有している。超音波素子（以下、単に「素子」ともいう）は、超音波と電気信号とを変換する超音波トランスデューサーであり、数ＭＨｚ〜数十ＭＨｚの超音波パルスを送信するとともに、その反射波を受信する。超音波測定に先立ち、超音波プローブ１６は、測定の目的に応じた被検体２の部位（対象部位）に当てられる。

処理装置３０は、測定結果や操作情報を画像表示するための手段および操作入力のための手段を兼ねるタッチパネル１２と、操作入力をするためのキーボード１４とを備える。また、処理装置３０は、制御基板３１を内蔵しており、タッチパネル１２、キーボード１４、および超音波プローブ１６の装置各部と信号送受可能に接続されている。制御基板３１には、ＣＰＵ（Central Processing Unit）３２や、ＡＳＩＣ（Application Specific Integrated Circuit）、ＦＰＧＡ（Field Programmable Gate Array）、各種集積回路の他、ＩＣ（Integrated Circuit）メモリーやハードディスク等の記憶媒体３３と、外部装置とのデータ通信を実現する通信ＩＣ３４とが搭載されている。この処理装置３０は、ＣＰＵ３２等が記憶媒体３３に記憶されているプログラムを実行することにより、超音波測定をはじめとする生体情報の取得に必要な処理を行う。

具体的には、画像生成装置１０は、処理装置３０の制御により超音波プローブ１６から被検体２へ超音波ビームを入射（送信）し、その反射波（超音波エコー）を受信して超音波測定を行う。そして、反射波の受信信号を増幅・信号処理することにより、被検体２の生体内構造の位置情報や経時変化等の反射波データを生成する。

反射波データには、いわゆるＡモード、Ｂモード、Ｍモード、ドップラーモードの各モードの画像が含まれる。Ａモードは、第１軸を超音波ビームの走査ライン方向（超音波の入射方向）に沿った受信信号のサンプリング点列とし、第２軸を各サンプリング点での反射波の受信信号強度として、反射波の振幅（Ａモード像）を表示するモードである。また、Ｂモードは、超音波ビームを所定のプローブ走査範囲（走査角）内で走査させながら得た反射波振幅（Ａモード像）を輝度値に変換することで可視化した、生体内構造の二次元の超音波画像（Ｂモード像）を表示するモードである。

［概要］
従来から、対象部位の超音波画像を見ながら例えば血管等の穿刺対象物の位置を確認し、被検体２内に挿入される医療用具の１つである穿刺針を生体内部に差し込む（挿入する）といったことが行われている。穿刺針の先端は細く、超音波画像内では見難い場合や見失う場合等があることから、穿刺時の超音波画像の表示にあたっては、穿刺針の位置を視認し易い表示が求められている。

図２は、第１実施形態の超音波プローブ１６を被検体２の対象部位に当てて超音波測定をしながら、当該対象部位に穿刺針を挿入する様子を模式的に示す図である。ここで、超音波プローブ１６が備える超音波素子１６１（以下、適宜「素子１６１」ともいう）の配列方向（超音波ビームの走査方向）をｘ方向、生体表面からの深さ方向をｚ方向、これらの各方向と直交する方向をｙ方向と定義する。

図２に示すように、第１実施形態の超音波プローブ１６は、その素子１６１の配列方向が穿刺針５の挿入方向に沿うように対象部位に当てられ、いわゆるリニア走査方式で超音波測定を行う。すなわち、超音波プローブ１６は、素子１６１の配列方向を走査方向として超音波ビームの入射位置を例えば図２中左端の走査方向始点側から右端の走査方向終点側へとずらしながら、互いに平行な複数の走査ラインＬに沿って順次超音波ビームを送受信する。したがって、超音波画像は、穿刺針５の挿入方向に沿った超音波の入射方向断面画像として得られ、この超音波画像には、対象部位に挿入された穿刺針５の長軸像が描出される。走査ラインＬの間隔は、素子１６１のピッチによって決まる。

第１実施形態では、超音波測定の結果を用い、超音波の入射方向に沿った穿刺針５の入射方向位置（第１実施形態では生体表面からの深さ方向の位置）を走査ラインＬ単位で検出する。そして、検出した穿刺針５の入射方向位置に基づき超音波画像内で穿刺針５の針先（先端位置）を識別表示するとともに、穿刺針５の予測位置を算出して超音波画像内で識別表示する。なお、以下の説明において、穿刺針５は、図２のように走査方向始点側から挿入されるものとする。

［原理］
被検体２に入射した超音波は、被検体２内を減衰しながら伝搬してゆく。発生する減衰には、主に、拡散減衰、吸収減衰、散乱減衰の３種類がある。拡散減衰は、音波が球面状に拡がることによる減衰であり、吸収減衰は、音響エネルギーが媒質に吸収され、熱変換されることによる減衰であり、散乱減衰は、媒質が不均一なことによる減衰である。ここでは、散乱減衰に着目する。そのために先ず、超音波を伝搬させる媒質Ａが異なる媒質Ｂを内在している場合を考える。但し、超音波の拡散減衰および吸収減衰はないものとする。

媒質Ａの音響インピーダンスＺ_１は、媒質Ａの平均密度ρ_１と平均音速ｃ_１との積で求められ、媒質Ｂの音響インピーダンスＺ_２は、媒質Ｂの平均密度ρ_２と平均音速ｃ_２との積で求められる（次式（１））。

また、媒質Ａを伝搬する超音波が媒質Ａ，Ｂの境界面で反射するときの反射率Ｓは、媒質Ａ，Ｂの音響インピーダンスＺ_１，Ｚ_２を用いて、次式（２）で表される。

そして、媒質Ａ，Ｂの境界面を透過する超音波の透過率Ｔは、次式（３）で表される。

式（３）から、媒質Ａの音響インピーダンスＺ_１と媒質Ｂの音響インピーダンスＺ_２との差が大きいほど媒質Ａ，Ｂの境界面において超音波の反射率Ｓが大きくなり、透過率Ｔが小さくなることがわかる。よって、このような異なる媒質Ａ，Ｂの境界面では、反射率Ｓが大きく（透過率Ｔが小さく）なる分だけ境界面を透過する超音波の信号強度は低下し、減衰した信号となる。第１実施形態で検出の対象としているのは穿刺針５であり、穿刺針５は強反射体であるため、超音波の入射方向に穿刺針５が存在するとその位置で超音波の信号は大きく減衰する。そこで、減衰の程度を定量化して用い、走査ラインＬ単位で穿刺針５の入射方向位置を検出する。

定量化は、減衰特徴値の１つである減衰補正値を求めることで行う。図３は、減衰特徴値の算出を説明するための簡易的な超音波伝搬モデルを示す図である。図３では、複数の媒質境界面４０を有する被検体に対し、超音波プローブ１６から図３中右方向へと入射信号強度Ｔ_１の超音波を入射させた場合を示している。但し、超音波の拡散減衰および吸収減衰はないものとする。

図３に示す被検体には、超音波の入射方向に相対するように複数の媒質境界面４０＿ｉ（ｉ＝１，２，・・）が存在しており、超音波プローブ１６から入射させた超音波は、これらの媒質境界面４０で反射或いは透過して伝搬してゆく。ｉ番目の媒質境界面４０＿ｉの反射率Ｓ_ｉは、式（２）により、境界となる２つの媒質の音響インピーダンスＺによって決まる。そして、ｉ番目の媒質境界面４０＿ｉからの超音波の反射波の受信信号強度（反射強度）Ｒ_ｉは、媒質境界面４０＿ｉへ入射する超音波の入射信号強度（入射強度）Ｔ_ｉと、媒質境界面４０＿ｉの反射率Ｓ_ｉとの積で求められる（次式（４））。

詳細に説明すると、１番目の媒質境界面４０＿１への入射信号強度Ｔ_１は、超音波プローブ１６からの超音波の入射信号強度Ｔ_１である。２番目以降の媒質境界面４０＿ｉ（ｉ＝２，３，・・）への入射強度Ｔ_ｉは、手前の（ｉ−１）番目の媒質境界面４０＿（ｉ−１）の超音波の透過強度であり、媒質境界面４０＿（ｉ−１）への入射強度Ｔ_ｉ−１と、媒質境界面４０＿（ｉ−１）からの反射強度Ｒ_ｉ−１との差で求められる（次式（５））。

つまり、各媒質境界面４０＿ｉ（ｉ＝１，２，・・）の入射強度Ｔ_ｉは、次式（６）で表すことができる。

そして、媒質境界面４０＿ｉそれぞれからの反射強度Ｒ_ｉが、超音波プローブ１６における受信信号強度となる。このとき、ｉ番目の媒質境界面４０＿ｉからの反射波の受信信号は、手前の（ｉ−１）番目までの媒質境界面４０＿ｊ（ｊ＝１，２、・・，ｉ−１）によって超音波の一部が反射して入射強度Ｔ_ｉが低下していることで、減衰した信号となる。

さて、ｉ番目の媒質境界面４０＿ｉについて、手前以前の媒質境界面４０＿ｊ（ｊ＝１，２，・・，ｉ−１）が存在しない場合、すなわち、超音波プローブ１６からの入射信号強度Ｔ_１のままの超音波がｉ番目の媒質境界面４０＿ｉに入射した理想状態を考えると、媒質境界面４０＿ｉからの反射強度Ｒ_ｉは、次式（７）で表される。

しかし、ｉ番目の媒質境界面４０＿ｉからの実際の反射強度Ｒ_ｉは式（４）で表されることから、散乱減衰によって理想状態の反射強度Ｒ_ｉよりも小さくなっている。そこで、次式（８）に示すように、実際の反射強度Ｒ_ｉに所定の減衰補正値α_ｉを乗じ、理想状態の反射強度Ｒ_ｉに一致させるとする。

式（８）から、ｉ番目の媒質境界面４０＿ｉの減衰補正値α_ｉは、次式（９）で表される。

以上のようにして求まる減衰補正値α_ｉを実際の反射強度Ｒ_ｉに乗じれば、該当する媒質境界面４０＿ｉにおける受信信号の減衰が相殺される。したがって、減衰補正値α_ｉは、実際の反射強度（受信信号強度）Ｒ_ｉが、当該媒質境界面４０＿ｉにおける理想状態での反射強度Ｒ_ｉと比べてどの程度小さくなっているのか、すなわち減衰の程度を表す。

（１）先端位置の識別表示
図４は、図２中の４本の注目走査ラインＬ１１，Ｌ１３，Ｌ１５，Ｌ１７に係るＡモード像から算出した各注目走査ラインＬ１１，Ｌ１３，Ｌ１５，Ｌ１７に係る減衰補正値α_ｉを同軸上でグラフ化した図である。本例では、３本の注目走査ラインＬ１１，Ｌ１３，Ｌ１５上に穿刺針５が存在する。減衰補正値α_ｉは、各サンプリング点をｉとして、式（９）から求めることができる。なお、図４では、縦軸を走査ラインＬ上に設定されるサンプリング点としている。

図４に示すように、穿刺針５を通る注目走査ラインＬ１１，Ｌ１３，Ｌ１５に係る減衰補正値α_ｉは、穿刺針５の入射方向位置Ｐ１１，Ｐ１３，Ｐ１５において値が大きく上昇する。この減衰補正値α_ｉが上昇に転じる変化傾向の変化点は硬質であればある程、顕著に表れる。被検体内に挿入される医療用具であれば、その変化点は判然と明確に表れ、穿刺針５のような金属であればその変化点は歴然である。一方、穿刺針５を通らない注目走査ラインＬ１７に係る減衰補正値α_ｉは、急激な変化を伴わずに緩やかに上昇する。したがって、走査ラインＬ上で減衰補正値α_ｉの値が大きく上昇するところがあれば当該走査ラインＬ上に穿刺針５が存在しており、当該変化の大きいところが穿刺針５の入射方向位置に対応する。

そこで、以上のようにして求めた減衰補正値α_ｉを入射方向（つまりその走査ラインＬの方向）に沿って微分して用い、該当する走査ラインＬ上の穿刺針５の入射方向位置を検出する。具体的には、当該走査ラインＬの各サンプリング点の微分値の中からその最大値（最大微分値）を抽出するとともに、各サンプリング点の微分値の平均値（平均微分値）を算出し、最大微分値を平均微分値で除した値を予め定められる所定の判定用閾値で閾値判定する。そして、判定用閾値以上の場合に、最大微分値のサンプリング点を穿刺針５の入射方向位置として検出する。なお、最大微分値を平均微分値で除した上で閾値判定する場合に限らず、微分値を閾値判定するのでもよい。例えば、最大微分値が所定の閾値以上の場合に、当該サンプリング点を穿刺針５の入射方向位置としても検出するのでもよい。あるいは、各サンプリング点の微分値を入射側から順に参照し、微分値が所定の閾値以上であると判定した時点で当該サンプリング点を穿刺針５の入射方向位置とするのでもよい。

そして、上記検出の結果から、穿刺針５の先端位置を特定する。第１実施形態では、走査方向始点側から穿刺針５が挿入されることを前提としている。したがって、穿刺針５が挿入されている場合、その針先は、少なくとも穿刺針５の入射方向位置が検出された走査ライン（以下、適宜「検出ライン」ともいう）Ｌのうちの最も走査方向終端側の走査ライン（以下、適宜「最終端側検出ライン」ともいう）Ｌには到達しており、その隣の穿刺針５が非検出である走査ライン（以下、適宜「非検出ライン」ともいう。）Ｌには到達していない。つまり、針先は、最終端側検出ラインＬ上か、その隣の非検出ラインＬとの間に存在する。例えば図４の場合、走査ラインＬ１７上では穿刺針５の入射方向位置は検出されず、その左隣の走査ラインＬ１５が最終端側検出ラインである。そして、針先は、走査ラインＬ１５，Ｌ１７間に存在している。

そのため、例えば、最終端側検出ラインＬ１５上の穿刺針５の入射方向位置を先端位置として特定し、超音波画像内で先端位置を識別表示する制御を行う。ここで、実際の先端位置のｘ座標は、最終端側検出ラインＬ１５の走査線番号を素子１６１のピッチ（走査ラインＬの間隔）に乗じることで求めることができる。走査線番号は、例えば、走査方向始点側の走査ラインＬから順番に割り振った通し番号である。また、ｚ座標は、その入射方向位置のサンプリング点を用いて次式（１０）により求めることができる。式（１０）において、ｆｓはサンプリング周波数［Ｈｚ］、ｃは音速［ｍ／ｓ］、ｋはサンプリング点をそれぞれ表す。

図５〜図８は、先端位置の識別表示例を示す図である。先端位置の識別表示は、例えば図５に示すように、穿刺針５の先端位置を囲って指し示すマーカーＭ２１を付すことで行う。あるいは、図６に示すように、穿刺針５の先端位置の近傍位置において当該先端位置を指し示す矢印形状のマーカーＭ２３を付すことで行ってもよい。あるいは、図７に示すように、その中心によって穿刺針５の先端位置を指し示す十字形状のマーカーＭ２５を付すことで行ってもよい。

また、識別表示は、図５〜図７のような先端位置を指し示すマーカーの表示によって行う場合に限定されない。すなわち、先端位置の識別表示は、例えば図８に示すように、穿刺針５の入射方向位置が検出された走査ラインＬ上の当該入射方向位置を所定の表示色で表示する等し、穿刺針５の全域を強調表示することで行ってもよい。

この先端位置の識別表示によれば、超音波画像内の穿刺針５の先端位置を視認性よく表示することができる。また、図８に例示する識別表示によれば、穿刺針５の全域を視認性よく表示することができる。したがって、医師等のユーザーは、超音波画像内で穿刺針５の先端位置あるいは穿刺針５の全域を確実且つ視覚的に容易に把握することができる。

（２）予測位置の識別表示
穿刺針５は、その挿入に伴っておおむね直線上を移動することから、２本以上の走査ラインＬ上で穿刺針５の入射方向位置が検出されていれば、２点間を結ぶ直線によって穿刺針５の移動経路（針先の挿入経路）を予測することができる。挿入経路の予測には、例えば、最終端側検出ラインＬ上の穿刺針５の入射方向位置と、その走査方向始点側で隣接する検出ラインＬ上の穿刺針５の入射方向位置とを用いる。なお、これらの各入射方向位置に限らず、何れか２本の検出ラインＬを選んでその検出結果を用いるとしてよい。

図９は、対象部位に超音波プローブ１６を当てて穿刺針５を挿入する様子を模式的に示す他の図である。図９の例では、走査ラインＬ３３が最終端側検出ラインであり、この走査ラインＬ３３に係る穿刺針５の検出結果と、その１つ走査方向始点側の検出ラインである走査ラインＬ３１に係る穿刺針５の検出結果とを予測に用いる。

図１０は、横軸をｘ方向、縦軸をｚ方向として走査ラインＬ３１，Ｌ３３上で検出された穿刺針５の入射方向位置Ｐ３１，Ｐ３３をプロットした図である。図１０に示すように、針先の挿入経路は、各入射方向位置Ｐ３１，Ｐ３３を通る直線（挿入経路直線）Ｌ３として予測できる。第１実施形態では、この挿入経路直線Ｌ３と、非検出ラインである走査ラインＬ３５，Ｌ３７，・・・との交点Ｐ３５，Ｐ３７，・・・を穿刺針５の予測位置として算出し、算出した予測位置を識別表示する。交点Ｐ３５，Ｐ３７，・・・のｘ座標は、該当する非検出ライン走査ラインＬ３５，Ｌ３７，・・・の走査線番号と、素子１６１のピッチ（走査ラインＬの間隔）とから求まる。そして、ｚ座標は、次式（１１）によって求められる。式（１１）において、ｘ_{（ｉ−２）}は走査ラインＬ３１上の穿刺針５の入射方向位置のｘ座標、ｚ_{（ｉ−２）}はそのｚ座標を表し、ｘ_{（ｉ−１）}は走査ラインＬ３３上の穿刺針５の入射方向位置のｘ座標、ｚ_{（ｉ−１）}はそのｚ座標を表す。ｘに走査ラインＬ３５，Ｌ３７，・・・のｘ座標を代入することで、該当する走査ラインＬ３５，Ｌ３７，・・・に係る予測位置のｚ座標（ｚ）が得られる。

図１１および図１２は、穿刺針５の予測位置の識別表示例を示す図である。予測位置の識別表示は、例えば図１１に示すように、予測位置を囲って指し示すマーカーＭ４を付すことで行う。非検出ラインＬが１本であれば予測位置は１点であるが、例えば図９のように非検出ラインＬが複数存在する場合は、これら複数の非検出ラインＬについて予測位置が算出されることとなる。この場合は、図１１に示すように、それらの全域を囲うようにマーカーＭ４を付す。また、予測位置の識別表示は、先端位置の識別表示と同様にマーカーの表示によって行う場合に限らず、図１２に示すように、算出された予測位置Ｐ４を所定の表示色で表示する等し、予測位置を強調表示することで行ってもよい。

この予測位置の識別表示によれば、超音波画像内の穿刺針５の予測位置をユーザーに提示することができる。したがって、ユーザーは、例えば血管等の穿刺対象物に意図した通りに穿刺針５が到達するのかといったことを確認しながら処置が行える。これによれば、目的の位置とは異なる位置に穿刺針５を挿入する等の誤穿刺を未然に防ぐことができる。

以上説明した先端位置および予測位置の各識別表示は、ユーザーによる識別表示指示操作等に応じて行う。識別表示指示操作は、各識別表示の有無を選択する選択ボタンの押下操作等によって実現できる。選択ボタンは、物理的なボタンスイッチの配置によるものでもよいし、タッチパネル１２を用いたソフトウェアによるキースイッチ等により実現してもよい。あるいは、先端位置および予測位置の両方を識別表示した超音波画像を表示する構成でもよいし、先端位置を識別表示した超音波画像と、予測位置を識別表示した超音波画像とを並べて表示する構成でもよい。

［機能構成］
図１３は、第１実施形態における画像生成装置１０の機能構成例を示すブロック図である。画像生成装置１０は、処理装置３０と、超音波プローブ１６とを備え、処理装置３０は、操作入力部３１０と、表示部３２０と、通信部３４０と、演算処理部としての処理部３５０と、記憶部４００とを備える。

超音波プローブ１６は、複数の超音波素子１６１を備え、処理装置３０（処理部３５０の超音波測定制御部３６０）から出力されるパルス電圧で超音波を送信する。そして、送信した超音波の反射波を受信し、受信信号を超音波測定制御部３６０へ出力する。

操作入力部３１０は、ユーザーによる各種操作入力を受け付け、操作入力に応じた操作入力信号を処理部３５０へ出力する。ボタンスイッチやレバースイッチ、ダイヤルスイッチ、トラックパッド、マウス等により実現できる。図１ではタッチパネル１２やキーボード１４がこれに該当する。

表示部３２０は、ＬＣＤ（Liquid Crystal Display）等の表示装置によって実現され、処理部３５０からの表示信号に基づく各種表示を行う。図１ではタッチパネル１２がこれに該当する。

通信部３４０は、処理部３５０の制御のもと、外部との間でデータを送受するための通信装置である。この通信部３４０の通信方式としては、所定の通信規格に準拠したケーブルを介して有線接続する形式や、クレイドル等と呼ばれる充電器と兼用の中間装置を介して接続する形式、無線通信を利用して無線接続する形式等、種々の方式を適用可能である。図１では通信ＩＣ３４がこれに該当する。

処理部３５０は、例えば、ＣＰＵやＧＰＵ（Graphics Processing Unit）等のマイクロプロセッサーや、ＡＳＩＣ、ＩＣメモリー等の電子部品によって実現される。そして、処理部３５０は、各機能部との間でデータの入出力制御を行い、所定のプログラムやデータ、操作入力部３１０からの操作入力信号、超音波プローブ１６からの各素子１６１の受信信号等に基づき各種の演算処理を実行して、被検体２の生体情報を取得する。図１ではＣＰＵ３２がこれに該当する。なお、処理部３５０を構成する各部は、専用のモジュール回路等のハードウェアで構成することとしてもよい。

この処理部３５０は、超音波測定制御部３６０と、画像生成部３７０と、識別表示制御部３７６とを含む。

超音波測定制御部３６０は、超音波プローブ１６とともに超音波測定部２０を構成し、この超音波測定部２０によって超音波測定が行われる。例えば、超音波測定制御部３６０は、駆動制御部３６１と、送受信制御部３６３と、受信合成部３６５とを含み、超音波測定を統合的に制御する。

駆動制御部３６１は、超音波プローブ１６からの超音波パルスの送信タイミングを制御し、送信制御信号を送受信制御部３６３に出力する。

送受信制御部３６３は、駆動制御部３６１からの送信制御信号に従ってパルス電圧を発生させて超音波プローブ１６に出力する。その際、送信遅延処理を行って各素子１６１へのパルス電圧の出力タイミングの調整を行う。また、送受信制御部３６３は、超音波プローブ１６から入力された受信信号の増幅やフィルター処理を行い、処理結果を受信合成部３６５に出力する。

受信合成部３６５は、必要に応じて遅延処理等を行っていわゆる受信信号のフォーカスに係る処理等を実行し、反射波データを生成する。

画像生成部３７０は、超音波測定部２０による超音波測定の結果に基づいて、超音波画像を生成する。この画像生成部３７０は、減衰特徴値算出部３７１と、微分値算出部３７２と、閾値判定部３７３と、先端位置特定部３７４と、予測位置算出部３７５と、識別表示制御部３７６とを備える。

減衰特徴値算出部３７１は、走査ライン毎に、超音波プローブ１６からの超音波の入射信号強度Ｔ_１と、各サンプリング点の受信信号強度とを用いて各サンプリング点の減衰補正値α_ｉを算出する。

微分値算出部３７２は、減衰特徴値算出部３７１が走査ライン毎に求めた各サンプリング点の減衰補正値α_ｉを、入射方向（走査ラインの方向）に沿って微分する。

閾値判定部３７３は、各サンプリング点の減衰補正値α_ｉの微分値を走査ライン単位で閾値判定する。第１実施形態では、該当する走査ラインに係る各サンプリング点の微分値から上記の要領で二次的に求めた値を閾値判定することで、穿刺針の入射方向位置を検出する。

先端位置特定部３７４は、閾値判定部３７３による閾値判定の判定結果に基づいて、穿刺針の先端位置を検出する。予測位置算出部３７５は、閾値判定部３７３による閾値判定の判定結果に基づいて、穿刺針の予測位置を算出する。

識別表示制御部３７６は、超音波画像内の穿刺針の先端位置を識別表示する制御と、超音波画像内の穿刺針の予測位置を識別表示する制御とを行う。

記憶部４００は、ＩＣメモリーやハードディスク、光学ディスク等の記憶媒体により実現されるものである。記憶部４００には、画像生成装置１０を動作させ、画像生成装置１０が備える種々の機能を実現するためのプログラムや、当該プログラムの実行中に使用されるデータ等が事前に記憶され、或いは処理の都度一時的に記憶される。図１では、制御基板３１に搭載されている記憶媒体３３がこれに該当する。なお、処理部３５０と記憶部４００との接続は、装置内の内部バス回路による接続に限らず、ＬＡＮ（Local Area Network）やインターネット等の通信回線で実現してもよい。その場合、記憶部４００は、画像生成装置１０とは別の外部記憶装置により実現されるとしてもよい。

この記憶部４００には、画像生成プログラム４１０と、反射波データ４２０と、減衰特徴値データ４３０と、微分結果データ４４０と、検出結果データ４５０と、先端位置データ４６０と、予測位置データ４７０とが格納される。

処理部３５０は、画像生成プログラム４１０を読み出して実行することにより、超音波測定制御部３６０や画像生成部３７０、識別表示制御部３７６等の機能を実現する。なお、これらの機能部を電子回路等のハードウェアで実現する場合には、当該機能を実現させるためのプログラムの一部を省略することができる。

反射波データ４２０は、超音波測定で得た反射波データを記憶する。この反射波データ４２０は、各走査ラインのサンプリング点毎の受信信号強度であるＡモード像データ４２１と、Ｂモード像である超音波画像データ４２３とを含む。

減衰特徴値データ４３０は、減衰特徴値算出部３７１が各走査ラインのサンプリング点毎に算出した減衰補正値α_ｉを記憶する。微分結果データ４４０は、微分値算出部３７２が各走査ラインのサンプリング点毎に算出した減衰補正値α_ｉの微分値を記憶する。

検出結果データ４５０は、閾値判定部３７３が検出した穿刺針の入射方向位置を走査ライン毎に記憶する。先端位置データ４６０は、先端位置特定部３７４が特定した穿刺針の先端位置を記憶する。予測位置データ４７０は、予測位置算出部３７５が算出した穿刺針の予測位置を記憶する。

［処理の流れ］
図１４は、第１実施形態における超音波画像の生成処理の流れを示すフローチャートである。ここで説明する処理は、処理部３５０が記憶部４００から画像生成プログラム４１０を読み出して実行し、画像生成装置１０の各部を動作させることで実現できる。測定に先立ち、ユーザーによって超音波プローブ１６が被検体２の体表面に当てられる。

先ず、超音波測定部２０が超音波測定を行い、反射波データ４２０を生成する（ステップＳ１０１）。

続いて、処理対象の走査線番号（処理走査線番号）Ｎを「１」に初期化する（ステップＳ１０３）。その後、減衰特徴値算出部３７１が、処理走査線番号Ｎの走査ライン（処理走査ライン）の各サンプリング点について、減衰補正値α_ｉを算出する（ステップＳ１０５）。具体的には、式（９）に従い、超音波プローブ１６からの超音波の入射信号強度Ｔ_１と、入射方向手前側のサンプリング点までの各サンプリング点の反射強度（受信信号強度）Ｒ_ｊとから、対象のサンプリング点の減衰補正値α_ｉを算出する。

そして、微分値算出部３７２が、処理対象ラインの減衰補正値α_ｉを微分する（ステップＳ１０７）。

続いて、閾値判定部３７３が、処理対象ラインの各サンプリング点の微分値の中から最大微分値を抽出する（ステップＳ１０９）。また、閾値判定部３７３は、処理対象ラインの各サンプリング点の微分値に基づいて平均微分値を算出する（ステップＳ１１１）。そして、閾値判定部３７３は、微分最大値を微分平均値で除した値を閾値判定し（ステップＳ１１３）、所定の判定用閾値以上であれば、微分最大値のサンプリング点を穿刺針の入射方向位置として検出する（ステップＳ１１５）。その後、処理走査線番号Ｎが走査線方向最終端の走査線番号でなければ（ステップＳ１１７：ＮＯ）、処理走査線番号Ｎをインクリメントして更新し（ステップＳ１１９）、ステップＳ１０５に戻る。

一方、処理走査線番号Ｎが走査線方向最終端の走査線番号の場合は、全ての走査ラインで穿刺針５の入射方向位置が検出された場合である。したがって、穿刺針の針先は対象部位を貫通しているため、当該場合は（ステップＳ１１７：ＹＥＳ）、後段の先端位置の特定や予測位置の算出は行わずにステップＳ１３７に移行する。ステップＳ１３７では、処理部３５０が、超音波画像を表示する制御を行う。

また、ステップＳ１１３で閾値未満と判定した場合、すなわち、処理対象ラインで穿刺針が検出されない場合は、穿刺針の入射方向位置が検出された走査ラインの有無を判定する。ここでの処理は、処理走査線番号Ｎを判別することで行う。すなわち、処理走査線番号Ｎが「２」以上であれば少なくとも１本の走査ラインについて穿刺針の入射方向位置が検出されている。一方、処理走査線番号Ｎが「１」の場合は穿刺針の入射方向位置が検出された走査ラインがないため（ステップＳ１２１：ＮＯ）、対象部位に穿刺針が存在しないとしてステップＳ１３７に移行する。

処理走査線番号Ｎが「２」以上の場合は（ステップＳ１２１：ＹＥＳ）、先端位置特定部３７４が、処理走査線番号Ｎ−１の走査ライン（これが最終端側検出ラインである）上で検出された穿刺針の入射方向位置を、先端位置として特定する（ステップＳ１２３）。

続いて、２本以上の走査ライン上で穿刺針の入射方向位置が検出されたか否かを判定する。ここでの処理も、処理走査線番号Ｎを判別することで行うことができる。すなわち、処理走査線番号Ｎが「３」以上であれば少なくとも２本の走査ラインについて穿刺針の入射方向位置が検出されている。一方、処理走査線番号Ｎが「２」の場合は穿刺針の入射方向位置が検出された走査ラインは１本であるため（ステップＳ１２５：ＮＯ）、ステップＳ１２９に移行する。

処理走査線番号Ｎが「３」以上の場合は（ステップＳ１２５：ＹＥＳ）、予測位置算出部３７５が、式（１１）に従い、処理走査線番号Ｎ−１の走査ライン（最終端側検出ライン）上で検出された穿刺針の入射方向位置と、さらに１つ前の走査線番号Ｎ−２の走査ライン上で検出された穿刺針の入射方向位置とを用いて非検出ラインである走査線番号Ｎ＋１以降の走査ライン毎に予測位置を算出する（ステップＳ１２７）。その後、ステップＳ１２９に移行する。

そして、ステップＳ１２９では、識別表示制御部３７６が、先端位置の識別表示指示の有無を判定する。先端位置の識別表示「有」が選択されている場合には（ステップＳ１２９：ＹＥＳ）、識別表示制御部３７６が、超音波画像内の穿刺針の先端位置を識別表示する制御を行う（ステップＳ１３１）。また、予測位置の識別表示「有」が選択されている場合には（ステップＳ１３３：ＹＥＳ）、識別表示制御部３７６は、超音波画像内の穿刺針の予測位置を識別表示する制御を行う（ステップＳ１３５）。何れの識別表示も指示されておらず「無」が選択されている場合は、ステップＳ１３７に移行する。

以上説明した第１実施形態によれば、超音波画像内で穿刺針の先端位置あるいはその全域を識別表示することができ、穿刺針の先端位置等を視認性よく表示できる。したがって、ユーザーは、超音波画像内の穿刺針の先端位置等を確実且つ視覚的に容易に把握することができる。また、超音波画像内で穿刺針の予測位置を識別表示することができ、超音波画像内の穿刺針５の予測位置をユーザーに提示することができる。

（第２実施形態）
次に、第２実施形態について説明する。なお、第１実施形態と同様の構成には、同一の符号を付する。

図１５は、第２実施形態における画像生成装置１０ｂの全体構成例を示す図であり、超音波プローブ１６ｂの取り付け状態を示している。画像生成装置１０ｂは、超音波プローブ１６ｂが処理装置３０ｂとケーブルによって電気的に接続された構成を有する。

第２実施形態の超音波プローブ１６ｂは、複数の超音波素子１６１（図１６を参照）を所定数行×所定数列のマトリクス状に配置して有し、粘着台座１８を介して対象部位に貼付・固定されて使用される。粘着台座１８は、皮膚面に着脱可能な粘着層を備え、被検体２ｂが身体を動かしても容易に外れたり剥がれたりしない。粘着台座１８は、超音波プローブ１６ｂにおける素子１６１の一方の配列方向（行方向）が対象部位を走行する血管２１の走行方向に沿うように貼付される。

図１６は、第２実施形態の超音波プローブ１６ｂにより超音波測定をしながら、対象部位に穿刺針５ｂを挿入する様子を模式的に示す概略斜視図である。第２実施形態では、対象部位の血管２１に向けて穿刺針５ｂが挿入される場合を想定しており、穿刺針５ｂは、血管２１の走行方向に沿って挿入される。ここで、穿刺針５ｂの挿入方向（血管２１の走行方向とも言える）に沿った生体表面方向をｙ方向、生体表面からの深さ方向をｚ方向、これらの各方向と直交する方向をｘ方向と定義する。

例えば、超音波プローブ１６ｂは、各素子１６１がｘ方向に沿う列（以下、「素子列」ともいう）毎に超音波測定を行う。すなわち、各素子列の素子１６１は、超音波ビームの入射位置をｘ方向にずらしながらｚ方向の走査ラインに沿って超音波ビームを送受信し、反射波データを得る。したがって、第２実施形態では、超音波画像Ｉ５（Ｉ５−１，２，６，７等）として、穿刺針５ｂの挿入方向に交差する方向に沿った超音波の入射方向断面像（対象部位のｘｚ平面でのスライス像）を素子列毎に得ることができる。各超音波画像Ｉ５には、血管２１の短軸像とともに、穿刺針５ｂの短軸像が描出される。

第２実施形態では、上記超音波測定の結果に基づき、全ての素子列について走査ライン単位で穿刺針５ｂの入射方向位置を検出する。そして、穿刺針５ｂの入射方向位置を検出することで定まる超音波画像Ｉ５内の穿刺針５ｂの位置（ｘ，ｚ）に基づき、（１）穿刺針５ｂの先端位置を識別表示するとともに、（２）穿刺針５ｂの予測位置を算出して識別表示する。ｘ座標は、第１実施形態と同様に、穿刺針５ｂの入射方向位置が検出された走査ラインの走査線番号と、素子１６１のピッチとから求まる。ｚ座標についても第１実施形態と同様に、その入射方向位置のサンプリング点を用いて式（１０）から求まる。

（１）先端位置の識別表示
図１７〜図２０に、図１６の各超音波画像Ｉ５−１，２，６，７を抜き出して示す。図１７が超音波画像Ｉ５−１、図１８が超音波画像Ｉ５−２、図１９が超音波画像Ｉ５−６、図２０が超音波画像Ｉ５−７にそれぞれ対応する。本例では、超音波画像Ｉ５−１，２，６を得たｙ位置には穿刺針５ｂが到達しており、各々に穿刺針５ｂの短軸像が描出されている。一方、超音波画像Ｉ５−７のｙ位置には穿刺針５ｂは到達しておらず、穿刺針５ｂは描出されていない。

また、図２１は、図１７〜図２０に示す各注目走査ラインＬ５１，Ｌ５２，Ｌ５６，Ｌ５７に係るＡモード像から算出した各注目走査ラインＬ５１，Ｌ５２，Ｌ５６，Ｌ５７に係る減衰補正値α_ｉを同軸上でグラフ化した図である。なお、図２１では、横軸を走査ラインＬ上に設定されるサンプリング点としている。図２１に示すように、穿刺針５ｂが存在する注目走査ラインＬ５１，Ｌ５２，Ｌ５６では当該穿刺針５ｂの入射方向位置Ｐ５１，Ｐ５２，Ｐ５６において減衰補正値α_ｉの値は大きく上昇する一方、穿刺針５ｂを通らない注目走査ラインＬ５７に係る減衰補正値α_ｉは、急激な変化を伴わずに緩やかに上昇する。したがって、減衰補正値α_ｉを求めることにより第１実施形態と同様に穿刺針５ｂの入射方向位置を検出することができるので、各超音波画像Ｉ５−１，２，６内の穿刺針５ｂの位置（ｘ，ｙ）が得られる。なお、この減衰補正値α_ｉが上昇に転じる変化傾向の変化点は硬質であればある程、顕著に表れる。被検体内に挿入される医療用具であれば、その変化点は判然と明確に表れ、穿刺針５のような金属であればその変化点は歴然である。

そして、上記検出結果に基づいて、穿刺針５ｂの位置（ｘ，ｙ）が得られたうちの列番号が最大の超音波画像Ｉ５（図示の例では超音波画像Ｉ５−６）内の穿刺針５ｂの位置（ｘ，ｙ）を先端位置として特定し、特定した先端位置を識別表示する。識別表示は、第１実施形態と同様に行うことができる。すなわち、先端位置の識別表示は、例えば図１９に示すように、穿刺針５ｂの先端位置を囲うマーカーＭ６１を付すことによって行うことができる。

ここで、第２実施形態では、素子列毎に超音波画像Ｉ５が得られる。そして、得られた超音波画像Ｉ５の表示は、例えば、それらを素子列番号の順に並べる等して行われる。素子列番号は、穿刺針５ｂが挿入される側を「１」として各列に割り振った通し番号である。したがって、先端位置の識別表示によれば、ユーザーは、当該並べて表示される各超音波画像Ｉ５のうちの穿刺針５ｂの先端位置が描出された超音波画像Ｉ５において、当該先端位置を確実且つ視覚的に容易に把握することができる。

あるいは、先端位置だけなく、穿刺針５ｂの入射方向位置が検出された各素子列の超音波画像Ｉ５において該当する穿刺針５ｂの位置を識別表示する構成でもよい。例えば、図１７や図１８に示すように、穿刺針５ｂの位置を囲うマーカーＭ６３を付してもよい。その際、先端位置を指し示すマーカーＭ６１とは異なる形態のものとすることで、両者を視覚的に区別することができる。

（２）予測位置の識別表示
図２２は、第２実施形態における予測位置の算出を説明する図であり、対象部位における穿刺針５ｂの挿入状態と併せて各超音波画像Ｉ６（Ｉ６−１，３，４，５等）内の穿刺針５ｂの位置Ｐ６１，Ｐ６３，Ｐ６４を示している。第１実施形態と同様に、２列以上の素子列において穿刺針５ｂの入射方向位置が検出されていれば、２点間を結ぶ挿入経路直線Ｌ６によって針先の挿入経路を予測することができる。第２実施形態では、例えば、先端位置として特定された穿刺針５ｂの位置Ｐ６４と、それより１つ素子列番号が小さい素子列での穿刺針５ｂの位置Ｐ６３とを予測に用いる。

すなわち、各位置Ｐ６３，Ｐ６４によって定まる挿入経路直線Ｌ６と、穿刺針５ｂが検出されていない超音波画像Ｉ６−５（詳細には、その素子列番号によって定まるｘｚ平面）との交点Ｐ６５を穿刺針５ｂの予測位置として算出し、算出した予測位置を識別表示する。交点Ｐ６５のｘ座標は次式（１２）により求めることができ、ｚ座標は次式（１３）により求めることができる。式（１２），（１３）において、ｘ_{（ｉ−２）}は超音波画像Ｉ６−３内の穿刺針５ｂのｘ座標、ｙ_{（ｉ−２）}はそのｙ座標、ｚ_{（ｉ−２）}はそのｚ座標を表し、ｘ_{（ｉ−１）}は超音波画像Ｉ６−４内の穿刺針５ｂのｘ座標、ｙ_{（ｉ−１）}はそのｙ座標、ｚ_{（ｉ−１）}はそのｚ座標を表す。ここで、交点のｙ座標は、超音波画像Ｉ６−５の素子列番号を素子１６１のピッチに乗じることで求めることができる。このｙ座標を各式（１２），（１３）においてｙに代入することで、交点Ｐ６５のｘ座標（ｘ）とｚ座標（ｚ）とが得られる。

図２３は、穿刺針５ｂの予測位置の識別表示例を示す図であり、図２０の超音波画像Ｉ５−７に対して予測位置の識別表示を行った場合を示している。図２３に示すように、予測位置の識別表示は、先端位置等と同様に当該予測位置を指し示すマーカーＭ６５を付すことで行うことができる。マーカーＭ６５を、図１７〜図１９に示した穿刺針５ｂの位置を指し示すマーカーＭ６１，Ｍ６３とは異なる態様のものとすることで、それらを視覚的に区別できる。

［機能構成］
図２４は、第２実施形態における画像生成装置１０ｂの機能構成例を示すブロック図である。画像生成装置１０ｂは、処理装置３０ｂと、超音波プローブ１６ｂとを備え、処理装置３０ｂは、操作入力部３１０と、表示部３２０と、通信部３４０と、演算処理部としての処理部３５０ｂと、記憶部４００ｂとを備える。

第２実施形態では、処理装置３０ｂにおいて、処理部３５０ｂは、超音波測定制御部３６０と、画像生成部３７０ｂと、識別表示制御部３７６ｂとを含む。

画像生成部３７０ｂは、超音波測定部２０による超音波測定の結果に基づいて、超音波画像を生成する。この画像生成部３７０ｂは、減衰特徴値算出部３７１ｂと、微分値算出部３７２ｂと、閾値判定部３７３ｂと、先端位置特定部３７４ｂと、予測位置算出部３７５ｂと、識別表示制御部３７６ｂとを備える。

閾値判定部３７３ｂは、素子列毎に、走査ライン単位で各サンプリング点の減衰補正値α_ｉの微分値を閾値判定する。第２実施形態では、該当する走査ラインの各サンプリング点における微分値から上記の要領で二次的に求めた値を閾値判定することで、穿刺針の入射方向位置を検出して穿刺針の位置（ｘ，ｙ）を得る。

先端位置特定部３７４ｂは、閾値判定部３７３ｂによる閾値判定の判定結果に基づいて、穿刺針の先端位置を検出する。予測位置算出部３７５ｂは、閾値判定部３７３ｂによる閾値判定の判定結果に基づいて、穿刺針の予測位置を算出する。

識別表示制御部３７６ｂは、超音波画像において穿刺針の位置を識別表示する制御と、超音波画像において穿刺針の予測位置を識別表示する制御とを行う。

また、第２実施形態の処理装置３０ｂにおいて、記憶部４００ｂには、画像生成プログラム４１０ｂと、反射波データ４２０ｂと、減衰特徴値データ４３０ｂと、微分結果データ４４０ｂと、検出結果データ４５０ｂと、先端位置データ４６０ｂと、予測位置データ４７０ｂとが格納される。

処理部３５０ｂは、画像生成プログラム４１０ｂを読み出して実行することにより、超音波測定制御部３６０や画像生成部３７０ｂ、識別表示制御部３７６ｂ等の機能を実現する。なお、これらの機能部を電子回路等のハードウェアで実現する場合には、当該機能を実現させるためのプログラムの一部を省略することができる。

反射波データ４２０ｂは、超音波測定で得た反射波データを記憶する。この反射波データ４２０ｂのＡモード像データ４２１ｂは、各走査ラインのサンプリング点毎の受信信号強度を素子列毎に記憶する。超音波画像データ４２３ｂは、超音波画像の画像データを素子列毎に記憶する。

減衰特徴値データ４３０ｂは、減衰特徴値算出部３７１ｂが各素子列について各走査ラインのサンプリング点毎に算出した減衰補正値α_ｉを記憶する。微分結果データ４４０ｂは、微分値算出部３７２ｂが各素子列について各走査ラインのサンプリング点毎に算出した減衰補正値α_ｉの微分値を記憶する。

検出結果データ４５０ｂは、閾値判定部３７３ｂが検出した穿刺針の位置（ｘ，ｙ）を記憶する。先端位置データ４６０ｂは、先端位置特定部３７４ｂが特定した穿刺針の先端位置（ｘ，ｙ）を記憶する。予測位置データ４７０ｂは、予測位置算出部３７５ｂが算出した穿刺針の予測位置（ｘ，ｙ）を記憶する。

［処理の流れ］
図２５は、第２実施形態における超音波画像の生成処理の流れを示すフローチャートである。ここで説明する処理は、処理部３５０ｂが記憶部４００ｂから画像生成プログラム４１０ｂを読み出して実行し、画像生成装置１０ｂの各部を動作させることで実現できる。測定に先立ち、ユーザーによって超音波プローブ１６ｂが被検体２ｂの体表面に貼付・固定される。

先ず、超音波測定部２０が超音波測定を行い、反射波データ４２０ｂを生成する（ステップＳ２０１）。

続いて、処理対象の素子列番号（処理列番号）Ｍを「１」に初期化し（ステップＳ２０３）、走査線番号（処理走査線番号）Ｎを「１」に初期化する（ステップＳ２０５）。その後、減衰特徴値算出部３７１ｂが、処理列番号Ｍの素子列について走査ライン単位で穿刺針の入射方向位置を検出する処理を行う。すなわち先ず、処理走査線番号Ｎの走査ライン（処理走査ライン）の各サンプリング点について、減衰補正値α_ｉを算出する（ステップＳ２０７）。

そして、微分値算出部３７２ｂが、処理対象ラインの減衰補正値α_ｉを微分する（ステップＳ２０９）。

続いて、閾値判定部３７３ｂが、処理対象ラインの各サンプリング点の微分値の中から最大微分値を抽出する（ステップＳ２１１）。また、閾値判定部３７３ｂは、処理対象ラインの各サンプリング点の微分値に基づいて平均微分値を算出する（ステップＳ２１３）。そして、閾値判定部３７３ｂは、微分最大値を微分平均値で除した値を閾値判定し（ステップＳ２１５）、所定の判定用閾値以上であれば、微分最大値のサンプリング点を穿刺針の入射方向位置として検出し、処理走査線番号Ｎに基づき該当する超音波画像内での穿刺針の位置（ｘ，ｚ）を得る（ステップＳ２１７）。その後、処理列番号Ｍが素子１６１の素子列数と一致していなければ（ステップＳ２１９：ＮＯ）、処理列番号Ｍをインクリメントして更新し（ステップＳ２２１）、ステップＳ２０５に戻る。

一方、処理列番号Ｍが素子１６１の素子列数と一致している場合は、全ての素子列で穿刺針の入射方向位置が検出された場合である。したがって、穿刺針の針先は対象部位を貫通しているため、当該場合は（ステップＳ２１９：ＹＥＳ）、後段の先端位置の特定や予測位置の算出は行わずにステップＳ２４５に移行する。ステップＳ２４５では、処理部３５０ｂが、超音波画像を表示する制御を行う。

また、ステップＳ２１５で閾値未満と判定した場合、すなわち、処理対象ラインで穿刺針の入射方向位置が検出されない場合は、処理走査線番号Ｎを判別する。そして、走査線方向最終端の走査線番号でなければ（ステップＳ２２３：ＮＯ）、処理走査線番号Ｎをインクリメントして更新し（ステップＳ２２５）、ステップＳ２０７に戻る。

一方、処理走査線番号Ｎが走査線方向最終端の走査線番号の場合は（ステップＳ２２３：ＹＥＳ）、穿刺針の入射方向位置が検出され、穿刺針の位置（ｘ，ｙ）が得られた素子列の有無を判定する。ここでの処理は、処理列番号Ｍを判別することで行う。すなわち、処理列番号Ｍが「２」以上であれば少なくとも１本の素子列で穿刺針の位置（ｘ，ｙ）が得られている。一方、処理走査線番号が「１」の場合は穿刺針の位置（ｘ，ｙ）の得られた素子列がないため（ステップＳ２２７：ＮＯ）、対象部位に穿刺針が存在しないとしてステップＳ２４５に移行する。

処理列番号Ｍが「２」以上の場合は（ステップＳ２２７：ＹＥＳ）、先端位置特定部３７４ｂが、列番号Ｍ−１について得られた穿刺針の位置（ｘ，ｙ）を先端位置として特定する（ステップＳ２２９）。

続いて、２本以上の素子列で穿刺針の入射方向位置が検出されたか否かを判定する。ここでの処理も、処理列番号Ｍを判別することで行うことができる。すなわち、処理列番号Ｍが「３」以上であれば少なくとも２本の素子列で穿刺針の位置（ｘ，ｙ）が得られている。一方、処理列番号Ｍが「２」の場合は穿刺針の位置（ｘ，ｙ）が得られた素子列は１本であるため（ステップＳ２３１：ＮＯ）、ステップＳ２３７に移行する。

処理列番号Ｍが「３」以上の場合は（ステップＳ２３１：ＹＥＳ）、予測位置算出部３７５ｂが、式（１２），（１３）に従い、処理列番号ＭＭ−１について得られた先端位置である穿刺針の位置（ｘ，ｙ）と、さらに１つ前の素子列番号Ｍ−２について得られた穿刺針の位置（ｘ，ｙ）とを用いて列番号Ｍ以降の列毎に予測位置を算出する（ステップＳ２３５）。その後、ステップＳ２３７に移行する。

そして、ステップＳ２３７では、識別表示制御部３７６ｂが、先端位置の識別表示指示の有無を判定する。先端位置の識別表示「有」が選択されている場合には（ステップＳ２３７：ＹＥＳ）、識別表示制御部３７６ｂが、超音波画像内の穿刺針の先端位置を識別表示する制御を行う（ステップＳ２３９）。また、予測位置の識別表示「有」が選択されている場合には（ステップＳ２４１：ＹＥＳ）、識別表示制御部３７６ｂは、超音波画像内の穿刺針の予測位置を識別表示する制御を行う（ステップＳ２４３）。何れの識別表示も指示されておらず「無」が選択されている場合は、ステップＳ２４５に移行する。

以上説明した第２実施形態によれば、第１実施形態と同様の効果を奏することができる。

なお、上記した実施形態では、減衰特徴値として減衰補正値α_ｉを算出することとした。これに対し、別の減衰特徴値である減衰強度値β_ｉを算出し、減衰補正値α_ｉにかえて減衰強度値β_ｉを用いてもよい。減衰強度値β_ｉは、次式（１４）によって表され、超音波プローブ１６，１６ｂからの超音波の入射信号強度Ｔ_１と、減衰補正値α_ｉとから算出できる。

また、上記した実施形態では、医療用具として穿刺針を例示したが、本実施形態が対象とする医療用具は穿刺針に限定されるものではない。例えば、カテーテル、内視鏡、ステント、整形用金属、クリップ等、被検体内に挿入される他の医療用具を対象にすることもできる。

１０，１０ｂ…画像生成装置、１６，１６ｂ…超音波プローブ、１６１…超音波素子、３０，３０ｂ…処理装置、３１０…操作入力部、３２０…表示部、３４０…通信部、３５０，３５０ｂ…処理部、４００，４００ｂ…記憶部、３６０…超音波測定制御部、３６１…駆動制御部、３６３…送受信制御部、３６５…受信合成部、３７０，３７０ｂ…画像生成部、３７１，３７１ｂ…減衰特徴値算出部、３７２，３７２ｂ…微分値算出部、３７３，３７３ｂ…閾値判定部、３７４，３７４ｂ…先端位置特定部、３７５，３７５ｂ…予測位置算出部、３７６，３７６ｂ…識別表示制御部、３７６，３７７ｂ…識別表示制御部、４１０，４１０ｂ…画像生成プログラム、４２０，４２０ｂ…反射波データ、４３０，４３０ｂ…減衰特徴値データ、４４０，４４０ｂ…微分結果データ、４５０，４５０ｂ…検出結果データ、４６０，４６０ｂ…先端位置データ、４７０，４７０ｂ…予測位置データ、２，２ｂ…被検体

Claims (8)

1. 被検体に入射した超音波の前記被検体からの反射波を受信した受信信号に基づいて超音波画像を生成する演算処理部を備えた画像生成装置であって、
   前記演算処理部が、
   前記受信信号に基づいて前記超音波の入射方向に沿った各位置における減衰特徴値を算出することと、
   前記減衰特徴値に基づいて前記被検体内に挿入される医療用具の位置を検出することと、
   前記超音波画像内の前記医療用具の位置を識別表示する制御を行うことと、
   を実行する画像生成装置。
2. 前記演算処理部が、
   前記減衰特徴値の前記入射方向に沿った微分値を算出すること、
   を実行し、
   前記検出することは、前記減衰特徴値の微分値に基づいて前記医療用具の位置を検出することである、
   請求項１に記載の画像生成装置。
3. 前記検出することは、前記医療用具の挿入方向に沿った前記超音波の入射方向断面像における前記医療用具の位置を検出することである、
   請求項１又は２に記載の画像生成装置。
4. 前記検出することは、前記医療用具の挿入方向に交差する方向に沿った前記超音波の入射方向断面像における前記医療用具の位置を検出することである、
   請求項１又は２に記載の画像生成装置。
5. 前記演算処理部が、
   前記医療用具の位置の検出結果から当該医療用具の予測位置を算出することと、
   前記超音波画像内の前記医療用具の予測位置を識別表示する制御を行うことと、
   を実行する請求項１〜４の何れか一項に記載の画像生成装置。
6. 前記減衰特徴値を算出することは、前記超音波の入射信号強度と、前記反射波の受信信号強度とを用いて、前記受信信号の減衰を相殺するための減衰補正値を算出することである、
   請求項１〜５の何れか一項に記載の画像生成装置。
7. 前記減衰特徴値を算出することは、前記超音波の入射信号強度と、前記反射波の受信信号強度とを用いて、前記受信信号の減衰強度値を算出することである、
   請求項１〜５の何れか一項に記載の画像生成装置。
8. 被検体に入射した超音波の前記被検体からの反射波を受信した受信信号に基づいて超音波画像を生成する画像生成方法であって、
   前記受信信号に基づいて前記超音波の入射方向に沿った各位置における減衰特徴値を算出することと、
   前記減衰特徴値に基づいて前記被検体内に挿入される医療用具の位置を検出することと、
   前記超音波画像内の前記医療用具の位置を識別表示する制御を行うことと、
   を含む画像生成方法。

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