JPH10295691A

JPH10295691A - 超音波診断装置

Info

Publication number: JPH10295691A
Application number: JP10897797A
Authority: JP
Inventors: Mutsuhiro Akaha; 睦弘赤羽; Takeshi Mochizuki; 剛望月
Original assignee: Aloka Co Ltd
Current assignee: Hitachi Ltd
Priority date: 1997-04-25
Filing date: 1997-04-25
Publication date: 1998-11-10
Anticipated expiration: 2017-04-25
Also published as: JP3569608B2

Abstract

(57)【要約】【課題】超音波探触子の手動走査を行う場合に、超音
波探触子の運動を計測して、その情報を利用して三次元
画像を構築する。【解決手段】磁場発生部３４によって方向性をもった
磁場が発生され、超音波探触子３０に設けられた磁場検
出部３６によってその磁場が検出される。これによって
超音波探触子３０の三次元座標及び姿勢が検出される。
超音波探触子３０が所定量運動するごとに同期パルス２
０６が生成され、その時点で取り込まれる走査面のエコ
ーデータが利用されて三次元画像が構成される。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は超音波診断装置に関
し、特に、超音波探触子の手動走査が行われる超音波診
断装置に関する。

【０００２】

【従来の技術】従来の超音波診断装置における二次元断
層画像表示（いわゆるＢモード表示）では、生体内の断
面が白黒の濃淡画像として表示される。しかし、観察し
たい組織の切断面のみしか表現されないため、画像上で
組織を立体的に認識・把握するのは困難である。その一
方、生体内の三次元領域に対して超音波の送受波を行
い、組織の三次元画像を形成する装置が実用化されつつ
ある。その三次元画像は、例えば、表面抽出を行って得
られた組織表面に対し、奥行き感をもたせるための濃淡
付けを行ったものであり、組織を立体的に表現すること
が可能である。なお、三次元領域を画像化する手法とし
ては、積算法や投影法なども知られているが、そのよう
な手法による画像は平面的で奥行き感のないものであ
る。

【０００３】上記従来の三次元画像処理においては、三
次元領域内で取り込まれたエコーデータのすべてをいっ
たん三次元エコーデータメモリに格納した上で、その後
に、各エコーデータをソフトウエア処理などにより再構
成する必要がある。このため、１枚の三次元画像を得る
ための演算に多くの時間を要し、リアルタイムで三次元
画像を表示することは到底困難であった。また、従来の
三次元画像は基本的に表面の濃淡付けを基本としている
ため、組織を透かしてその内部を空間的に表現すること
は基本的にできなかった。

【０００４】そこで、本願出願人は、特願平８−１８５
７８１号において新しい画像処理法を提案している。そ
の原理については後に詳述するが、かかる画像処理法に
よれば組織を立体的又は透過的に表現でき、またユーザ
ーの好みに応じて、組織表面の立体的表現を強調した
り、あるいは組織内部の透過表現を強調したりすること
ができる。

【０００５】この画像処理法では、取り込まれた受信信
号の時系列順で、すなわち、超音波ビームに沿って存在
している各エコーデータごとにボクセル演算（後述）が
順次実行され、ここで、そのボクセル演算は所定の終了
条件が満たされるまで実行される。そして、その終了時
点でのボクセル演算値が画素値に対応付けられる。よっ
て、その終了条件を適宜設定すれば、組織表面近傍でボ
クセル演算を終了させて組織表現を強調した表示を行な
える。

【０００６】

【発明が解決しようとする課題】しかしながら、従来に
おいて、上記のボクセル演算をベースにした三次元画像
や他の三次元画像を形成するためには、専用の三次元デ
ータ取り込み用超音波探触子を利用する必要がある。こ
の超音波探触子は、例えば、探触子内部で電子走査され
るアレイ振動子と、それを走査面と直交する方向に機械
的に走査する走査機構と、を備えるもので、汎用の超音
波探触子に比べ、重くかつ大きい。それゆえ、操作性が
低下するという面がある。

【０００７】従来においては、各診断部位に応じて各種
の超音波探触子が用意されている。これと同様に、各診
断部位の三次元超音波画像を形成するためには、各診断
部位ごとに専用の三次元データ取り込み用超音波探触子
を用意する必要がある。しかし、これではコスト的に不
利である。換言すれば、既存の超音波探触子をそのまま
利用してあるいは既存の超音波探触子を若干改良するだ
けで、三次元の超音波診断を行えるようにすることが望
まれる。

【０００８】ちなみに、電子走査型の超音波探触子にロ
ーラーなどの移動量検出器を取り付けて、超音波探触子
の手動走査時にその位置を計測し、その計測結果を利用
して三次元画像を構築することも考えられる。しかし、
生体表面に対する超音波探触子の接触状態が良好でない
ような場合には、精度良く位置を検出することができな
い。よって、そのような接触型の位置検出によらずに、
非接触で超音波探触子の運動（位置及び姿勢）を計測す
ることが望まれている。

【０００９】また、超音波探触子の走査方式が異なれ
ば、それに対応して装置の動作条件、特に画像処理の条
件が異なってくるが、従来において、走査方式を自動判
別できる超音波診断装置は提供されていない。

【００１０】本発明は、上記従来の課題に鑑みなされた
ものであり、その目的は、小型かつ軽量の超音波探触子
で三次元エコーデータの取り込みが行えるようにするこ
とにある。

【００１１】本発明の他の目的は、既存の超音波探触子
をそのまま用いてあるいはそれに若干の改良を加えるだ
けで、三次元エコーデータの取り込みが行えるようにす
ることにある。

【００１２】本発明の他の目的は、各エコーデータにつ
いての複雑な座標演算を必要とすることなく、三次元画
像を構築することにある。

【００１３】本発明の他の目的は、取り込みタイミング
の制御のみで必要な走査面を特定できるようにすること
にある。

【００１４】本発明の他の目的は、手動走査の走査方式
を自動的に認識して適切な画像処理を実現することにあ
る。

【００１５】

【課題を解決するための手段】

（１）上記目的を達成するために、本発明は、超音波ビ
ームを電子走査することにより走査面を形成する可搬型
の超音波探触子と、前記超音波探触子の手動走査による
運動を計測する運動計測手段と、前記超音波探触子の所
定の運動量ごとに、取り込みタイミング信号を順次生成
するタイミング信号生成手段と、前記取り込みタイミン
グ信号に同期した各走査面のエコーデータを用いて、被
検体内の三次元領域を画像化した超音波画像を形成する
画像処理手段と、を含むことを特徴とする。

【００１６】上記構成によれば、超音波探触子を手動走
査させると、超音波探触子の運動（平行運動、回転運動
など）が計測され、その計測結果に基づいて取り込みタ
イミング信号が順次生成される。そして、その取り込み
タイミング信号で特定される走査面のエコーデータが画
像処理で利用される。ここで、超音波ビームの電子走査
は、周期的に繰り返し実行させておくことができる。そ
のようにしても、取り込みタイミング信号に同期して必
要なデータのみを抽出できる。もちろん、取り込みタイ
ミング信号が生成された時点で電子走査を１回又は数回
行わせてデータを取り込んでもよい。

【００１７】以上のように、エコーデータを走査面単位
で抽出できるので、走査面単位で三次元画像処理を行う
場合に本発明は特に有利である。

【００１８】本発明の好適な態様では、前記運動計測手
段は、被検体の近傍に配置された磁場発生器と、前記超
音波探触子に配置された磁場検出器と、前記磁場検出器
からの出力信号に基づいて前記超音波探触子の運動を演
算する演算手段と、を含むことを特徴とする。

【００１９】上記構成によれば、被検体の周囲に定常磁
場又は変動磁場が形成され、その磁場が超音波探触子に
配置された磁場検出器によって検出される。そして、そ
の検出結果に基づいて、超音波探触子の運動、すなわ
ち、その三次元位置や向き（姿勢）などが演算される。
磁場を利用するので、超音波探触子による超音波の送受
波に左右されない。運動の計測次元数に応じて、方向性
の異なる複数の磁場を設定・計測するのが望ましい。例
えば、三次元座標と各座標軸上での回転角度とを計測す
る場合には、例えば、互いに向きの異なる３つの磁場発
生コイル及び３つの磁場検出コイルが利用される。

【００２０】磁場の検出を精度良く行うためには、磁場
発生器及び磁場検出器の周囲から磁性部材をできる限り
排除するのが望ましい。なお、上記構成とは逆に、磁場
発生器を超音波探触子に設け、磁場検出器を固定配置す
ることもできる。ただし、磁場発生器と磁場検出器を比
べると、一般に、磁場検出器の方が小型軽量であるの
で、それを超音波探触子に設けるのが望ましい。

【００２１】本発明の好適な態様では、前記磁場検出器
を前記超音波探触子に着脱するための着脱部材を含むこ
とを特徴とする。このように、磁場検出器を着脱可能に
すれば、既存の超音波探触子を三次元データ取り込み用
超音波探触子として利用でき、専用の探触子が不要とな
る。

【００２２】本発明の好適な態様では、前記磁場検出器
は前記超音波探触子に内蔵されたことを特徴とする。超
音波探触子の外側に磁場検出器を配置すると、それが探
触子の操作性を低下させる可能性があるが、磁場検出器
を探触子内部に設ければ、その問題を解消できる。この
場合、探触子ケースの一部又は全部を例えば非磁性材料
で構成するのが望ましい。

【００２３】本発明の好適な態様では、前記超音波探触
子の運動に関する適正範囲を設定する適正範囲設定手段
と、前記超音波探触子の運動が前記適正範囲外であれば
前記画像処理を制限する処理制限手段と、を含むことを
特徴とする。

【００２４】上記構成によれば、例えば、体表面から超
音波探触子を離したり、誤って超音波探触子が落下した
場合に、画像処理の実行を制限することができる。すな
わち、結果として、手動走査の適否を判定できる。

【００２５】本発明の好適な態様では、前記適正範囲
は、前記超音波探触子の三次元座標、移動速度、回転角
及び回転角速度の中の少なくとも１つの運動情報に関し
て設定されることを特徴とする。

【００２６】本発明の好適な態様では、前記運動計測結
果に基づいて、前記超音波探触子の走査方式を判別する
走査方式判別手段を含み、前記走査方式に対応した制御
が行われることを特徴とする。走査方式が自動検出でき
れば、例えば１回目の手動走査と２回目の手動走査とで
異なる走査を行っても、ユーザーによる煩雑な走査条件
の変更入力などの操作が解消される。また、常に適切な
画像処理を期待できる。

【００２７】本発明の好適な態様では、前記走査方式判
別手段は、移動走査と回転走査を判別し、前記各走査方
式に対応した超音波画像が形成されることを特徴とす
る。

【００２８】（２）本発明において、望ましくは、前記
画像処理手段は、各超音波ビームに沿ってエコーデータ
に対する所定のボクセル演算を順次実行することによ
り、前記超音波画像を構成する各画素の画素値を演算す
るボクセル演算手段を含む。

【００２９】本発明の好適な態様では、前記ボクセル演
算手段は、エコーデータｅ_iに基づきボクセルi の不透
明度α_iを演算する不透明度演算手段と、エコーデータ
ｅ_iに基づきボクセルi の透明度β_iを演算する透明度
演算手段と、エコーデータ値ｅ_iに不透明度α_iを乗算
し、ボクセルi の発光量を演算する発光量演算手段と、
１つ前のボクセルi-1 の出力光量にボクセルi の透明度
β_iを乗算し、ボクセルi の透過光量を演算する透過光
量演算手段と、前記発光量と前記透過光量とを加算し、
ボクセルi の出力光量を求める光量加算手段と、を含
み、終了ボクセルの出力光量を画素値に対応させて前記
立体的投影画像を形成することを特徴とする。

【００３０】また、本発明の好適な態様では、前記ボク
セル演算手段は、エコーデータｅiに基づきボクセルi
の不透明度α_iを演算する不透明度演算手段と、前記エ
コーデータｅ_i、前記不透明度α_i、及び、１つ前のボ
クセルi-1 の出力光量に相当する入力光量Ｃ_INiに基づ
いて、ボクセルi の出力光量Ｃ_OUTiを演算する出力光量
演算手段と、を含み、終了ボクセルの出力光量を画素値
に対応させて前記立体的投影画像を形成することを特徴
とする。

【００３１】上記構成によれば、超音波ビームに沿って
不透明度（オパシティ）などを利用したボクセル処理が
実行される。これにより、順次取り込まれるエコーデー
タを時系列順で逐次的にリアルタイム処理でき、また、
従来装置において必要であった三次元データメモリを不
要にすることができる。すなわち、取り込まれたエコー
データはその取り込み順序で処理され、三次元データメ
モリにいったんすべてのエコーデータを格納させなくて
も、データ処理を十分に行える。

【００３２】ちなみに、不透明度α_iは、ボクセルi に
ついての周囲への超音波の拡散・散乱の度合いに関わる
もので、発光量は、ボクセルi の音源（光源）としての
強さを表すものと思われる。一方、透明度β_iは、超音
波の透過率に関わるもので、透過光量は、ボクセルi を
伝達媒体として見た場合にその伝達率に相当するものと
思われる。このような発光量と透過光量とが加算されて
ボクセルi の出力光量が演算される。ここで、出力光量
はボクセルi の画素値への寄与度を表すものである。こ
の出力光量は、次のボクセルのボクセル処理（透過光量
の演算）に引き渡される。そして、ボクセル処理が最終
ボクセルに到達すると、その最終ボクセルの出力光量が
画素値に変換される。そして、各画素値が求まれば、そ
れらの画素値の集合として１枚の立体的投影画像が形成
される。

【００３３】この超音波画像は、投影画像としての性格
と立体画像としての性格とを併せて有することが実験に
より確認されている。すなわち、生体内の組織をレント
ゲン写真のように透かして表現でき、その一方、超音波
三次元画像のような奥行き感をもって表現できる。よっ
て、例えば胎児の表面と内部を同一の処理で画像化する
ことができ、疾病診断に当たって組織の三次元的な把握
を容易に行うことができる。

【００３４】もちろん、不透明度及び透明度の定義を変
化させることによって、所望の画質の超音波画像を構成
でき、例えば透明感を強調したり、または立体感を強調
したりすることができる。あるいは、組織表面を強調し
たり、または組織内部を強調することができる。

【００３５】このような調整は、不透明度などの定義を
可変することにより行われ、具体的には、不透明度をパ
ラメータとする終了条件を適宜設定することにより行う
ことが可能である。この場合、逐次加算される各不透明
度α_iの値が大きければ、比較的早い段階で処理が終了
することになり、例えば、組織の表面まで透視して画像
表現が終了することになる。逆に、各不透明度α_iの値
が小さければ、比較的遅い段階で処理が終了することに
なり、例えば、組織の内部の深いところまで透視して画
像処理が終了することになる。

【００３６】（３）また、上記目的を達成するために、
本発明は、可搬型の超音波探触子と、前記超音波探触子
の手動走査による運動を計測する運動計測手段と、前記
運動の計測結果に基づいて走査方式を判別する走査方式
判別手段と、前記判別された走査方式に基づいて制御を
実行する制御部と、を含むことを特徴とする。

【００３７】本発明の好適な態様では、前記制御部は、
走査方式に対応した超音波画像を形成する制御を実行す
ることを特徴とする。

【００３８】本発明の好適な態様では、前記運動計測手
段は磁場発生器及び磁場検出器を含み、それらの一方が
被検体の近傍に固定的に配置され、それらの他方が前記
超音波探触子に配置されることを特徴とする。

【００３９】

【発明の実施の形態】まず、装置構成の説明に先立っ
て、実施形態に係る画像処理の原理について説明する。

【００４０】［画像形成原理の説明］本実施形態に係る
画像処理法は、公知のボリューム・レンダリング(Volum
e Rendering)法を基礎とし、リアルタイムの画像処理
（特に、超音波画像処理）にその手法を発展させたもの
である。その際には、特有の条件が加味されている。

【００４１】図１（Ａ）に示すように、Ｙ方向に向く超
音波ビームがＸ方向に走査されると、走査面１０が形成
される。この走査面１０をＺ方向に移動させると、周知
のように三次元エコーデータ取込み空間１２が形成され
る。この三次元エコーデータ取込み空間１２に対して、
各超音波ビームに沿って本実施形態に係るボクセル処理
を行い、投影面１６上に三次元エコーデータ取込み空間
１２を投影したものが、図１（Ｂ）の超音波画像１００
である。超音波画像１００では、そのＸ方向の１ライン
１００ａが１つの走査面１０に相当する。換言すれば、
超音波ビーム（透視線）１本が超音波画像１００内の１
画素に相当する。

【００４２】ここで、取り込まれたエコーデータの時系
列順でそのエコーデータに対して以下に詳述するボクセ
ル処理が行われるので、各エコーデータを三次元エコー
データメモリにいったん蓄積して画像形成に必要な順序
でエコーデータを読み出す必要はなく、データ取り込み
と同期したデータ処理が可能となる。

【００４３】さて、図２及び図３には、ボクセル２０の
概念が示されている。１つのボクセルは、受信信号をＡ
／Ｄ変換して得られた１つのエコーデータに相当し、換
言すれば、そのＡ／Ｄ変換レートの１周期に相当するボ
リューム（標本点）に相当するものである。すなわち、
超音波ビームは、多数のボクセルの集合体として仮定さ
れる。図２には各ボクセルがｉ−１からＬ_LASTまで示さ
れている。最初のボクセルから順次処理を行って得られ
た値が超音波画像を構成する１画素の輝度値Ｐ（ｘ，
ｙ）に対応する。

【００４４】ここで、各ボクセルに対し、不透明度αと
透明度β［本実施形態ではβ＝（１−α）］を定義する
ことにする。不透明度αは、図３に示すようにボクセル
の周囲への自発的な発光に相当するものである。透明度
（１−α）は１つ前のボクセルからの光に対する当該ボ
クセル中の透過度合いに相当するものである。不透明度
αは０≦α≦１の範囲に設定され、本実施形態におい
て、その不透明度はエコーデータ（エコー値）の関数と
して定義される。具体的には、例えば、

【数１】 α＝k1・ｅ^k2 …（１）として定義される。ここで、ｅはエコーデータの値であ
り、またk1は係数（パラメータ）であり、ユーザーによ
り可変設定される。k2としては望ましくは１よりも大き
い数値が代入され、例えばk2＝２又は３である。すなわ
ち、エコーデータの値ｅに対してαは非線形に変化す
る。

【００４５】図２に示されるように、あるボクセルi に
は、入力光量Ｃ_INiと出力光量Ｃ_OU _Tiとが定義され、そ
の入力光量Ｃ_INiは１つ前のボクセルi −１の出力光量
Ｃ_OU _Ti-1に等しい。すなわち、

【数２】Ｃ_INi＝Ｃ_OUTi-1 …（２）の関係がある。ただし、ボクセル処理が開始される開始
ボクセルにおいてはＣ_IN _i＝０である。なお、開始ボク
セルは自動的に設定され又は人為的に設定される。

【００４６】各ボクセルには、上記の不透明度αと透明
度（１−α）に基づいて、発光量と透過光量が定義され
る。すなわち、ボクセルi の発光量は、不透明度とエコ
ーデータの積として定義され、α_i・ｅ_iである。ボク
セルi の透過光量は透明度と入力光量の積として定義さ
れ、（１−α_i）・Ｃ_INiである。

【００４７】本実施形態において、図４に示すように、
その発光量と透過光量は以下のように加算され、当該ボ
クセルの出力光量Ｃ_OUTiが決定される。

【００４８】

【数３】Ｃ_OUTi＝（１−α_i）・Ｃ_INi＋α_i・ｅ_i …（３）ただし、上記第２式からＣ_INi＝Ｃ_OUTi-1である。すな
わち、１つ前のボクセルでの計算結果が次のボクセルの
計算に利用される。

【００４９】上記の第３式を開始ボクセルから次のボク
セルへ、そして、その次のボクセルへと順次行っていく
間において、各ボクセルの不透明度α_iを加算し、その
加算値Σα_iが１に到達した時点で、処理を終了させる
（終了条件）。ただし、処理が最後（又は設定された深
さ）のボクセルＬ_LASTとなった場合にも処理を終了させ
る（強制終了条件）。すなわち、処理が終了する条件
は、

【数４】 Σα_i＝１ｏｒｉ＝Ｌ_LAST …（４）である。Σα_i＝１での処理の終了は、不透明度の総和
が１に到達した時点で処理を停止させることを意味し、
もちろん、条件に応じて上記第４式の条件、特にα_iの
最大加算値（終了判定値）を変更させてもよい。

【００５０】以上の終了判定がなされた時点でのボクセ
ル（最終ボクセル）の出力光量Ｃ_OU _Tが、対応する画素
の輝度Ｐ（ｘ，ｙ）として利用される。そして、このよ
うな超音波ビームごとの画素値演算がすべての超音波ビ
ームについて行われると、超音波画像を構成するすべて
の画素の画素値を得られる。すなわち、１枚の超音波画
像が形成される。

【００５１】上記第３式が示すように、画素の輝度値Ｐ
（ｘ，ｙ）には、開始ボクセルから終了ボクセルまでの
すべてのエコーデータの値が反映されている。しかし、
それは従来のように単なる単純積算でなく、各ボクセル
での超音波の散乱と吸収の両方を反映したものとなって
いる。よって、あたかも光源から光が出て、各ボクセル
での散乱及び吸収を経て透過した光によって形成される
像のような奥行き感（立体感）と透明感の両者の性質を
もった超音波画像を構成できる。

【００５２】ところで、上記第３式においては、透明度
が（１−α_i）で定義され、すなわち不透明度α_iによ
って透明度を表すことができるので、演算式中から透明
度の概念を見掛け上消去することができる。よって、以
下のように第３式を式変形することにより、同じ原理に
基づいて、出力光量Ｃ_OUTiを演算できる。

【００５３】

【数５】Ｃ_OUTi＝（１−α_i）・Ｃ_INi＋α_i・ｅ_i …（３）＝Ｃ_INi＋α_i・（ｅ_i−Ｃ_INi） …（５−１）＝Ｃ_INi＋Δ_i …（５−２）（ここで、Δ_i＝α_i・（ｅ_i−Ｃ_INi））上記の第５−１式は第３式を書き換えたもので、その第
２項をΔ_iで置き換えると、第５−２式が得られる。す
なわち、ボクセルi の出力光量Ｃ_OUTiは、入力光量Ｃ
_INiに修正光量Δ_iを加算したものとして定義できる。
この５−２式においても、上記の式変形の過程を見れば
明らかなように、透明度（１−α_i）の概念は内包され
ており、原理上異ならない。

【００５４】［好適な実施形態］図５には、本発明に係
る超音波診断装置の好適な実施形態が示されており、図
５は超音波診断装置の全体構成を示すブロック図であ
る。

【００５５】超音波探触子３０は、例えば体表面に当接
して使用される超音波探触子である。もちろん、例えば
体腔内に挿入される超音波探触子にも本発明を適用でき
る。超音波探触子３０には、複数の振動素子を整列配置
されてなるアレイ振動子が内蔵されている。このアレイ
振動子は、超音波送受信部４４の制御によって電子走査
され、これによって超音波ビームが走査されて走査面が
形成される。これは従来の超音波探触子と同様である。
超音波探触子３０は探触子ケーブル（図示せず）によっ
て装置本体に接続されている。

【００５６】本実施形態の超音波診断装置においては、
この超音波探触子３０の位置や姿勢を計測する運動計測
部３２が設けられている。この運動計測部３２は、この
実施形態において、磁場発生部３４と、発生された磁場
を検出する磁場検出部３６と、その検出結果に基づいて
運動情報を演算する運動検出部３８と、で構成されるも
のである。なお、図５に示す磁場発生部３４、磁場検出
部３６及び運動検出部３８については公知のものを利用
することができる。磁場発生部３４は例えば被検体を載
せるベッドなどに配置されるものであり、例えばＸＹＺ
の各方位に磁場を発生させる３つの磁場発生コイルで構
成されるものである。この磁場発生部３４には運動検出
部３８から所定の磁場発生用駆動信号が供給されてい
る。磁場発生部３４によって各方位の成分をもった変動
磁場が形成される。

【００５７】磁場検出部３６は、例えば一辺が１ｃｍ程
度の立方体で構成されるものであり、磁場発生部３４に
よって発生された磁場が検出される。磁場検出部３６
は、例えば各方位の磁場を検出するための互いに直交す
る３つの磁場検出用コイルを含むものである。各コイル
によって検出された検出信号は運動検出部３８に出力さ
れている。磁場検出部３６は本実施形態において、超音
波探触子３０に対して着脱自在に装着される。例えば、
後述するような装着ベルトによってこの磁場検出部３６
が超音波探触子３０に装着される。もちろん、後述する
ように、超音波探触子３０の内部に磁場発生部３４を内
蔵させてもよい。

【００５８】磁場発生部３４と磁場検出部３６を形態面
で比較した場合、磁場検出部３６の方が一般にかなり小
さい。そこで、本実施形態では、磁場検出部３６を超音
波探触子３０に設けている。しかしながら、超音波探触
子３０に磁場発生部３４を取り付けて、一方、磁場検出
部３６を例えばベッド等に固定配置することもできる。
原理的にはこのような構成によっても超音波探触子３０
の運動を検出できる。

【００５９】図６には、磁場発生部３４及び磁場検出部
３６の配置に関する具体例が示されている。図６におい
て、被検体２００はベッド２０１上に載せられている。
ベッド２０１の下側には磁場発生部３４が固定的に配置
されている。これによって磁場２０２が形成されてい
る。ちなみに、この磁場２０２は、定常磁場あるいは変
動磁場である。

【００６０】超音波探触子３０には装着ベルト６４によ
って磁場検出部３６が装着されている。具体的には、磁
場検出部３６は装着ベルト６４に固定されており、装着
ベルト６４を超音波探触子３０に取り付けることによっ
て、結果として磁場検出部３６が超音波探触子３０に装
着される。このような装着ベルト６４によれば、各種の
大きさの超音波探触子３０に対して磁場検出部３６を装
着できるという利点がある。もちろん、例えば両面テー
プや係合機構等を利用して磁場検出部３６を超音波探触
子３０に装着してもよい。

【００６１】磁場検出部３６から伸びる信号線６２は例
えば超音波探触子３０から出るケーブル６０と共に装置
本体へ引き出されている。この場合、ケーブル６０と信
号線６２とを一体化するために所定間隔でクリップ止め
などを行うのが望ましい。

【００６２】図６に示すような、計測環境において、被
検体２００の例えば腹部の超音波診断を行う場合には、
超音波探触子３０が操作者によって把持され、その状態
で例えばその超音波探触子３０によって形成される走査
面と直交する方向、すなわち手動走査方向２０４に超音
波探触子３０が手動で移動走査される。これによって被
検体２００内に三次元データ取込み空間を構築できる。

【００６３】なお、図６に示す例では、磁場発生部３４
がベッド２０１の裏側に固定されているが、必ずしもベ
ッド２０１に固定することなく、例えばベッド上の被検
体のわきや、被検体近傍の壁などに設けてもよい。

【００６４】図５に戻って、超音波送受信部４４は、超
音波探触子３０に対して従来同様に送信信号を供給する
と共に、超音波探触子３０からの受信信号に対して所定
の信号処理を実行するものである。また、この超音波送
受信部４４は、超音波ビームの電子走査を制御してい
る。超音波送受信部４４から出力された受信信号（エコ
ーデータ）は次のデータ選択部４６へ出力されている。

【００６５】運動計測部３２における運動検出部３８
は、磁場検出部３６からの出力信号に基づいて超音波探
触子３０の三次元座標Ｘ，Ｙ，Ｚと超音波探触子３０の
各座標軸上での回転角度θ_X，θ_Y，θ_Zを出力する。ち
なみに、手動走査が必ず並行移動によるものであれば回
転角度に関する情報は必ずしも必要とされない。また、
超音波探触子３０が実質的にＸ−Ｙ平面内で移動するの
であれば、Ｚ方向の情報も不要となる。

【００６６】タイミング制御部４０は、運動検出部３８
から出力された各種の運動情報に基づいてエコーデータ
を取得する走査面を特定するためのタイミングを判定す
るものである。その具体的な構成は図７に示されてお
り、これについては後に詳述する。

【００６７】パルス生成部４２は、タイミング制御部４
０から出力されるタイミング信号に基づいて所定レベル
をもった同期パルス（データ取込み用信号）２０６を出
力するものである。その同期パルス２０６はデータ選択
部４６及び後述する画像構成部５２に出力されている。

【００６８】データ選択部４６は、同期パルス２０６が
得られたタイミングで、特定される走査面のエコーデー
タのみを選択して出力する機能を有する。すなわち、本
実施形態では、超音波送受信部４４の制御によって超音
波探触子３０において常に超音波ビームの電子走査が行
われており、その結果、超音波送受信部４４から何らか
のエコーデータが常に出力されているが、データ選択部
４６は、そのようなデータの中から、必要な走査面内の
エコーデータのみを抽出している。これによって、走査
面単位でエコーデータの抽出を行うことができる。な
お、同期パルス２０６を超音波送受信部４４に与え、そ
のタイミングで電子走査を行わせてエコーデータの取込
みを行ってもよい。この場合、その同期パルスの出力自
体がエコーデータの選択に相当することになる。

【００６９】立体的投影画像形成部４８は、ボクセル演
算部５０及び画像構成部５２で構成されるものであり、
上述した画像処理原理（特に、（３）式及び（４）式）
に基づいて立体的投影画像を形成するものである。ボク
セル演算部５０は、超音波ビームに沿って各エコーデー
タごとに上述したボクセル演算を実行し、その超音波ビ
ームに対応する画素の画素値を決定するものである。そ
のボクセル演算で利用される不透明度のパラメータは、
不透明度設定部５６によって設定されている。また、ボ
クセル演算の範囲すなわち演算終了点などについては演
算範囲設定部５４によって設定されている。ボクセル演
算部５０から出力された各超音波ビームに対応する画素
値は画像構成部５２に送られ、ここで一画面分の立体的
投影画像が構成される。それと同時に各画素値が輝度変
換され、画像データとなって表示部５８へ出力される。

【００７０】図１に示したように、本実施形態に係る画
像処理では、１つの走査面に対して１ライン分の画像デ
ータが形成されており、換言すれば走査面単位で画像処
理が実行されている。これに対応して、データ選択部４
６では、同期パルスに同期した形で走査面ごとにエコー
データの抽出を行っている。

【００７１】したがって、本実施形態によれば、従来の
ように三次元エコーデータメモリに全てのエコーデータ
を一旦格納してから三次元座標を考慮しつつデータの再
構成を行うといった煩雑な処理は不要であり、必要なデ
ータのみをその時系列順で順次処理することができる。
なお、手動走査が速く行われるような場合には結果とし
て早く１枚の立体的投影画像が形成されることになり、
手動走査が遅ければそれに応じた速度で一枚の立体的投
影画像が形成されることになる。

【００７２】次に、図７を用いてタイミング制御部の具
体的な構成について説明する。

【００７３】図７において、運動情報入力部７０は、図
５に示した運動検出部３８から出力される各運動情報が
入力されている。超音波探触子の手動走査を開始する直
前に原点リセットの操作がなされると、そのときの超音
波探触子３０の位置及び姿勢が原点とされる。これによ
って、後述する仮想スケールの原点も定まることにな
る。原点リセット後における超音波探触子３０の運動情
報は、移動情報と回転情報とに分けられて出力される。
ここで、移動情報はＸ座標、Ｙ座標、Ｚ座標であり、回
転情報はθ_X，θ_Y，θ_Zの角度情報である。

【００７４】処理制限部７２は、適正範囲設定部７４に
よって設定された適正範囲内に各運動情報が入っていな
い場合には画像処理を中断させる制御を実行するもので
ある。例えば、超音波探触子が手から落下してしまった
りあるいは操作者が超音波探触子を被検体から離したり
した場合に、その状態におけるエコーデータを画像処理
から排除するためにこのような画像処理の制限がなされ
ている。ここで、管理される運動情報としては入力され
た各情報（三次元座標、回転角度）の他に、例えば移動
速度や回転角速度などが挙げられる。速度を管理するこ
とにより、例えば手動走査が極めて速く画像処理が適正
に行えないような場合に、操作者に対してアラームを出
すことができる。このため、処理制限部７２において、
適正範囲外であると判定された場合には、図示されてい
ない制御部にアラームが出力されている。

【００７５】処理制限部７２において、適正範囲内であ
ると判定された場合には、運動情報入力部７０から出力
された移動情報及び回転情報が走査方式判定部７６に出
力される。走査方式判定部７６では、本実施形態におい
て、手動走査が移動走査（平行移動走査）であるか、あ
るいは回転走査であるかを判定している。具体的には、
各運動情報について現在の値と１つ前の値との差分を演
算し、それらの差分値を参照することによって走査方式
を判定している。例えば、移動情報に関して差分値が大
きい場合には平行移動走査であると判定され、回転情報
に関して差分値が大きいような場合には回転走査である
と判定される。この場合、平行移動を行いながら回転移
動が行われるような複合走査が行われた場合には、適正
な画像を構築できない可能性があるため、図示されてい
ない制御部にエラー信号が出力される。なお、本実施形
態では、運動情報の差分を利用して走査方式を判定した
が、例えば、積算値や三次元ベクトルの演算などを行っ
て走査方式を判定してもよい。

【００７６】走査方式判定部７６において平行移動走査
であると判定された場合には、移動情報が移動ベクトル
算出部８０に送られる。この移動ベクトル算出部８０で
は、現在の三次元座標値と１つ前の三次元座標値の差分
を求めることによって、超音波探触子の移動に関わる移
動方向ベクトルＶ_XYZを算出する。ただし、このベクト
ルの演算は、本実施形態では原点リセットがなされた後
に最初に得られる２つの運動情報の間においてのみ実行
され、それ以降においては移動方向ベクトルの算出が省
略されている。もちろん、常に移動方向ベクトルの算出
を行って、その算出結果を画像処理に利用してもよい。

【００７７】以上のように移動方向ベクトルＶ_XYZが求
まると、図８に示すように、三次元空間内に仮想的なス
ケール２１０が想定されることになる。すなわち、その
仮想スケール２１０の向きは移動方向ベクトルの方向に
向くものであり、その仮想スケール２１０の原点は原点
リセットされた時点の超音波探触子の位置である。

【００７８】間隔設定部８４は、送受波条件に基づい
て、タイミング信号の出力間隔を設定するものであり、
概念的には、仮想スケール２１０における目盛の間隔を
設定するものである。ここで、その目盛はタイミング信
号の出力位置に相当するものである。

【００７９】移動位置比較部８２は、走査方式判定部７
６を介して出力された移動情報に基づいて、超音波探触
子の現在の位置と仮想スケール２１０上に割り付けられ
た目盛とを比較し、超音波探触子がその目盛に一致ある
いはその目盛を通過する場合に、タイミング生成部８６
に対してタイミング信号の発生指示を与えている。タイ
ミング生成部８６は、その発生指示が入力されると、図
５に示したパルス生成部４２に対してタイミング信号を
出力している。

【００８０】したがって、超音波探触子３０の移動速度
によらずに、超音波探触子３０が原点から一定間隔ずつ
移動するごとに同期パルス２０６が生成されることにな
り、その同期パルス２０６の出力に同期して取り込まれ
る走査面内のエコーデータが順次画像処理されることに
なる。

【００８１】図７において、走査方式判定部７６におい
て回転走査であると判定された場合には、回転ベクトル
算出部８８において回転情報に基づいて回転方向ベクト
ルＶθ_XYZが算出される。本実施形態では、この回転方
向ベクトルの算出は原点リセット後に１回のみ実行され
ているが、もちろんそれ以降においても常に回転方向ベ
クトルの演算を行ってもよい。

【００８２】このように算出された回転方向ベクトルに
基づいて、図９に示すように、円形の仮想スケール２１
２を想定することができる。間隔設定部９２は、送受波
条件に基づいて図９に示す円形のスケール２１２におけ
る目盛を割り付けるものである。そして、回転角比較部
９０において、超音波探触子３０の現在の回転角が仮想
スケール２１２上の目盛に合致するときにあるいはその
目盛を通過するときにタイミング生成部８６に対して回
転角比較部９０から発生指示が出力されている。これに
より、タイミング生成部８６からタイミング信号がパル
ス生成部４２に出力される。なお、回転ベクトル算出部
８８では、現在の回転情報と１つ前の回転情報との差分
を演算することによって回転方向ベクトルを演算してい
る。

【００８３】図１０には、超音波探触子３０の移動走査
とそれに構成される超音波画像との関係が示されてい
る。仮想スケール２１０上における目盛を超音波探触子
３０が通過するごとに走査面単位でエコーデータが取り
込まれ、これに同期して走査面単位で画像データの処理
が実行される。具体的には、１走査面につき１ライン分
の画像１０Ａが構成される。したがって、移動走査操作
を所定範囲にわたって行うことにより、１枚の超音波画
像すなわち立体的投影画像を構成することができる。移
動走査における仮想スケール２１０は、超音波画像にお
ける所定方向の座標に相当するものであり、仮想スケー
ル上の目盛を細かくすれば超音波画像においても当該方
向における画素密度が向上することになる。なお、必要
であれば画像データ間の補間や平均化処理を実行しても
よい。

【００８４】図１０には超音波探触子３０が平行移動走
査される場合についての処理が示されていたが、超音波
探触子が回転走査される場合にも上記同様の処理が実行
される。すなわち、超音波探触子３０が所定角度回転す
るごとに超音波画像内における所定方位の１ライン分の
画像が形成される。すなわちラジアル走査が行われる。

【００８５】次に、他の実施形態について説明する。

【００８６】上記の実施形態では、超音波探触子３０の
移動方向に仮想スケールを一致させて同期パルスの生成
を行ったが、例えば図１１に示すように、超音波探触子
３０の移動方向ベクトルを含む平面内に、直交する２つ
の仮想スケール、すなわち主軸仮想スケール３００及び
副軸仮想スケール３０２を設定し、これらの仮想スケー
ルを利用して画像処理を行ってもよい。この場合、例え
ば主軸仮想スケール３００の目盛を超音波探触子３０が
横切るごとに主軸同期パルス３０４を発生させ、その主
軸同期パルス３０４を図５に示したデータ選択部４６に
出力する。これと共に、副軸仮想スケール３０２におけ
る目盛を超音波探触子３０が横切るごとに副軸同期パル
ス３０６を発生させ、それを副軸仮想スケール３０２方
向の超音波探触子３０の座標として例えば画像構成部５
２へ出力してもよい。

【００８７】図１２には、そのような処理が示されてお
り、超音波探触子３０が斜め方向に平行移動した場合、
走査面に対応する１ライン分の画像１０Ａが順次斜め方
向に表示されることになる。すなわち、斜め走査と同じ
イメージで画像が構築されることになる。

【００８８】上述した実施形態では、超音波探触子３０
の外表面に磁場検出部３６が装着されていたが、例えば
図１３に示すように、超音波探触子４００の本体ケース
４０２の内部に磁場検出部３６を設置してもよい。探触
子の本体ケース４０２の内部には、複数の振動素子から
なるアレイ振動子４０６が内蔵されており、各振動素子
から伸びるケーブル群４０６Ａは探触子ケーブル４０４
内に引き込まれている。これと同様に、磁場検出部３６
から伸びる信号線群３６Ａも探触子ケーブル４０４内に
引き込むのが望ましい。

【００８９】以上の実施形態によれば、ボクセル演算に
よる利点を損なうことなく、既存の超音波探触子などを
利用して簡単に三次元エコーデータの取込みを行うこと
ができるという利点がある。

【００９０】

【発明の効果】以上のように、本発明によれば、既存の
超音波探触子をそのまま用いてあるいはそれに若干の改
良を加えるだけで三次元エコーデータの取込みを行うこ
とができる。また、各エコーデータについての複雑な座
標演算を必要とすることなく三次元画像を構築できる。
また、取込みタイミングの制御のみで必要な走査面を特
定できる。さらに、手動走査の走査方式を自動的に認識
して適切な画像処理を実現できる。

【図面の簡単な説明】

【図１】三次元データ取込み空間と投影画像の関係を
示す図である。

【図２】各ボクセルの入力光量と出力光量との関係を
示す図である。

【図３】各ボクセルの発光量を示す図である。

【図４】ボクセルの出力光量を説明するための図であ
る。

【図５】本発明に係る超音波診断装置の全体構成を示
すブロック図である。

【図６】磁場発生部及び磁場検出部の具体例を示す模
式図である。

【図７】タイミング制御部の具体的な構成を示すブロ
ック図である。

【図８】直線の仮想スケールと同期パルスとの関係を
示す図である。

【図９】円形の仮想スケールと同期パルスとの関係を
示す図である。

【図１０】平行移動走査による画像形成を示す図であ
る。

【図１１】直交する２つの仮想スケールを示す図であ
る。

【図１２】直交する２つの仮想スケールによる画像形
成を示す図である。

【図１３】超音波探触子の他の実施形態を示す図であ
る。

【符号の説明】

３０超音波探触子、３２運動計測部、３４磁場発
生部、３６磁場検出部、３８運動検出部、４０タ
イミング制御部、４２パルス生成部、４６データ選択
部、４８立体的投影画像形成部、５０ボクセル演算
部、５２画像構成部。

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】超音波ビームを電子走査することにより
走査面を形成する可搬型の超音波探触子と、前記超音波探触子の手動走査による運動を計測する運動
計測手段と、前記超音波探触子の所定の運動量ごとに、取り込みタイ
ミング信号を順次生成するタイミング信号生成手段と、前記取り込みタイミング信号に同期した各走査面のエコ
ーデータを用いて、被検体内の三次元領域を画像化した
超音波画像を形成する画像処理手段と、を含むことを特徴とする超音波診断装置。
【請求項２】請求項１記載の装置において、前記運動計測手段は、被検体の近傍に配置された磁場発生器と、前記超音波探触子に配置された磁場検出器と、前記磁場検出器からの出力信号に基づいて前記超音波探
触子の運動を演算する演算手段と、を含むことを特徴とする超音波診断装置。
【請求項３】請求項２記載の装置において、前記磁場検出器を前記超音波探触子に着脱するための着
脱部材を含むことを特徴とする超音波診断装置。
【請求項４】請求項２記載の装置において、前記磁場検出器は前記超音波探触子に内蔵されたことを
特徴とする超音波診断装置。
【請求項５】請求項１記載の装置において、前記超音波探触子の運動に関する適正範囲を設定する適
正範囲設定手段と、前記超音波探触子の運動が前記適正範囲外であれば前記
画像処理を制限する処理制限手段と、を含むことを特徴とする超音波診断装置。
【請求項６】請求項５記載の装置において、前記適正範囲は、前記超音波探触子の三次元座標、移動
速度、回転角及び回転角速度の中の少なくとも１つの運
動情報に関して設定されることを特徴とする超音波診断
装置。
【請求項７】請求項１記載の装置において、前記運動計測結果に基づいて、前記超音波探触子の走査
方式を判別する走査方式判別手段を含み、前記走査方式に対応した制御が行われることを特徴とす
る超音波診断装置。
【請求項８】請求項７記載の装置において、前記走査方式判別手段は、移動走査と回転走査を判別
し、前記各走査方式に対応した超音波画像が形成されること
を特徴とする超音波診断装置。
【請求項９】請求項１記載の装置において、前記画像処理手段は、各超音波ビームに沿ってエコーデ
ータに対する所定のボクセル演算を順次実行することに
より、前記超音波画像を構成する各画素の画素値を演算
するボクセル演算手段を含むことを特徴とする超音波診
断装置。
【請求項１０】請求項９記載の装置において、前記ボクセル演算手段は、エコーデータｅ_iに基づきボクセルi の不透明度α_iを
演算する不透明度演算手段と、エコーデータｅ_iに基づきボクセルi の透明度β_iを演
算する透明度演算手段と、エコーデータｅ_iに不透明度α_iを乗算し、ボクセルi
の発光量を演算する発光量演算手段と、１つ前のボクセルi-1 の出力光量にボクセルi の透明度
β_iを乗算し、ボクセルi の透過光量を演算する透過光
量演算手段と、前記発光量と前記透過光量とを加算し、ボクセルi の出
力光量を求める光量加算手段と、を含み、終了ボクセルの出力光量を画素値に対応させて前記超音
波画像を形成することを特徴とする超音波診断装置。
【請求項１１】請求項９記載の装置において、前記ボクセル演算手段は、エコーデータｅ_iに基づきボクセルi の不透明度α_iを
演算する不透明度演算手段と、前記エコーデータｅ_i、前記不透明度α_i、及び、１つ
前のボクセルi-1 の出力光量に相当する入力光量Ｃ_INi
に基づいて、ボクセルi の出力光量Ｃ_OUTi を演算する
出力光量演算手段と、を含み、終了ボクセルの出力光量を画素値に対応させて前記超音
波画像を形成することを特徴とする超音波診断装置。
【請求項１２】可搬型の超音波探触子と、前記超音波探触子の手動走査による運動を計測する運動
計測手段と、前記運動の計測結果に基づいて走査方式を判別する走査
方式判別手段と、前記判別された走査方式に基づいて制御を実行する制御
部と、を含むことを特徴とする超音波診断装置。
【請求項１３】請求項１２記載の装置において、前記制御部は、走査方式に対応した超音波画像を形成す
る制御を実行することを特徴とする超音波診断装置。
【請求項１４】請求項１２又は１３記載の装置におい
て、前記運動計測手段は磁場発生器及び磁場検出器を含み、それらの一方が被検体の近傍に固定的に配置され、それ
らの他方が前記超音波探触子に配置されることを特徴と
する超音波診断装置。