JP3569608B2

JP3569608B2 - Ultrasound diagnostic equipment

Info

Publication number: JP3569608B2
Application number: JP10897797A
Authority: JP
Inventors: 睦弘赤羽; 剛望月
Original assignee: Aloka Co Ltd
Current assignee: Hitachi Ltd
Priority date: 1997-04-25
Filing date: 1997-04-25
Publication date: 2004-09-22
Anticipated expiration: 2017-04-25
Also published as: JPH10295691A

Description

【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８−１８５７８１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手段であって、前記走査面を構成する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画像処理手段と、を含み、所定の運動量ごとの各走査面を構成する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が実行され、これにより前記各走査面ごとに画素値列としてのライン画像が構成され、前記超音波探触子の手動走査方向に前記各走査面ごとのライン画像を並べて前記超音波画像が構成されることを特徴とする。
望ましくは、前記超音波探触子の手動走査方向を表すベクトルを算出するベクトル算出手段を含み、前記ベクトルに基づいて前記取り込みタイミング信号が生成される。
望ましくは、前記ベクトル算出手段は前記超音波探触子の手動走査における原点リセット後に前記ベクトルを算出する。
望ましくは、前記タイミング信号発生器は、前記ベクトルに基づいて設定される仮想スケール上の目盛を前記超音波探触子の現在位置が一致あるいは通過した場合に、前記取り込みタイミング信号を生成する。
望ましくは、前記仮想スケール上における目盛の間隔を設定する間隔設定部を含み、前記目盛の間隔を細かく設定することによって前記超音波画像の画素密度が向上する。
望ましくは、前記超音波探触子を斜め方向に平行移動させた場合に、前記各走査面ごとのライン画像が斜め方向に並んで前記超音波画像が構成される。
【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）なお、超音波診断装置が、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、を含むようにしてもよい。
【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（ＶｏｌｕｍｅＲｅｎｄｅｒｉｎｇ）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_ＯＵＴｉ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_{ＯＵＴｉ−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_ＩＮｉ＝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_ＯＵＴ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】

（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４０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４６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７６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２１２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５２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。[0001]
TECHNICAL FIELD OF THE INVENTION
The present invention relates to an ultrasonic diagnostic apparatus, and more particularly, to an ultrasonic diagnostic apparatus in which an ultrasonic probe is manually scanned.
[0002]
[Prior art]
In a two-dimensional tomographic image display (so-called B-mode display) in a conventional ultrasonic diagnostic apparatus, a cross section in a living body is displayed as a black-and-white grayscale image. However, since only the cut surface of the tissue to be observed is expressed, it is difficult to three-dimensionally recognize and grasp the tissue on the image. On the other hand, devices that transmit and receive ultrasonic waves to and from a three-dimensional region in a living body to form a three-dimensional image of a tissue are being put into practical use. The three-dimensional image is obtained by, for example, performing shading to give a sense of depth to the tissue surface obtained by performing surface extraction, and can express the tissue three-dimensionally. In addition, as a method of imaging a three-dimensional region, an integration method, a projection method, and the like are also known, but an image obtained by such a method is planar and has no sense of depth.
[0003]
In the above-described conventional three-dimensional image processing, all of the echo data captured in the three-dimensional area is temporarily stored in a three-dimensional echo data memory, and thereafter, each echo data is reconfigured by software processing or the like. There is a need. Therefore, it takes a lot of time to perform a calculation for obtaining one three-dimensional image, and it is extremely difficult to display a three-dimensional image in real time. Further, since the conventional three-dimensional image is basically based on shading of the surface, it has basically been impossible to spatially express the inside of the tissue through the tissue.
[0004]
Therefore, the applicant of the present application has proposed a new image processing method in Japanese Patent Application No. 8-185781. Although the principle will be described in detail later, according to such an image processing method, the tissue can be expressed three-dimensionally or transparently, and according to the user's preference, the three-dimensional expression of the tissue surface can be emphasized or the internal tissue can be expressed. Can be emphasized.
[0005]
In this image processing method, a voxel operation (described later) is sequentially performed in a time-series order of the received signal, that is, for each piece of echo data existing along the ultrasonic beam. Is executed until a predetermined termination condition is satisfied. Then, the voxel operation value at the time of the end is associated with the pixel value. Therefore, if the end condition is appropriately set, the voxel operation is terminated near the tissue surface, and a display in which the tissue expression is emphasized can be performed.
[0006]
[Problems to be solved by the invention]
However, conventionally, in order to form a three-dimensional image based on the voxel operation or another three-dimensional image, it is necessary to use a dedicated ultrasonic probe for capturing three-dimensional data. This ultrasonic probe includes, for example, an array transducer that is electronically scanned inside the probe, and a scanning mechanism that mechanically scans the array transducer in a direction orthogonal to a scanning plane. It is heavier and larger than an acoustic probe. Therefore, operability is reduced.
[0007]
Conventionally, various ultrasonic probes are prepared according to each diagnosis site. Similarly, in order to form a three-dimensional ultrasonic image of each diagnostic site, it is necessary to prepare a dedicated three-dimensional data acquisition ultrasonic probe for each diagnostic site. However, this is disadvantageous in terms of cost. In other words, it is desired to be able to perform three-dimensional ultrasonic diagnosis using the existing ultrasonic probe as it is or by only slightly improving the existing ultrasonic probe.
[0008]
By the way, a moving amount detector such as a roller is attached to the electronic scanning ultrasonic probe, the position is measured at the time of manual scanning of the ultrasonic probe, and a three-dimensional image is constructed using the measurement result. It is also possible to do. However, when the contact state of the ultrasonic probe with the surface of the living body is not good, the position cannot be detected with high accuracy. Therefore, it is desired to measure the motion (position and orientation) of the ultrasonic probe without contact, without using such contact-type position detection.
[0009]
Further, if the scanning method of the ultrasonic probe is different, the operating conditions of the apparatus, particularly the conditions of image processing, are different correspondingly, but conventionally, an ultrasonic diagnostic apparatus capable of automatically determining the scanning method has been provided. Not.
[0010]
The present invention has been made in view of the above-mentioned conventional problems, and has as its object to enable a small and lightweight ultrasonic probe to capture three-dimensional echo data.
[0011]
Another object of the present invention is to make it possible to capture three-dimensional echo data by using an existing ultrasonic probe as it is or by making a slight improvement thereto.
[0012]
It is another object of the present invention to construct a three-dimensional image without requiring a complicated coordinate operation for each echo data.
[0013]
Another object of the present invention is to make it possible to specify a required scanning plane only by controlling the capture timing.
[0014]
Another object of the present invention is to realize a proper image processing by automatically recognizing a scanning method of manual scanning.
[0015]
[Means for Solving the Problems]
(1) In order to achieve the above object, the present invention provides a portable ultrasonic probe that forms a scanning surface by electronically scanning an ultrasonic beam, and movement of the ultrasonic probe by manual scanning. Motion measuring means for measuring the amount of movement, a timing signal generating means for sequentially generating a capture timing signal for each predetermined amount of movement of the ultrasonic probe, and using echo data of each scanning plane synchronized with the capture timing signal. Forms an ultrasound image of a three-dimensional region in the subjectMeans for sequentially executing a predetermined voxel operation on echo data along each ultrasonic beam forming the scanning plane, thereby calculating a pixel value of each pixel forming the ultrasonic image. includingImage processing means;Only, a predetermined voxel operation on echo data is performed along each ultrasonic beam constituting each scanning plane for each predetermined momentum, thereby forming a line image as a pixel value sequence for each scanning plane, The ultrasonic image is configured by arranging line images for each of the scanning planes in the manual scanning direction of the ultrasonic probe.It is characterized by the following.
Preferably, the apparatus further includes a vector calculating means for calculating a vector representing a manual scanning direction of the ultrasonic probe, and the capture timing signal is generated based on the vector.
Preferably, the vector calculation means calculates the vector after resetting the origin in manual scanning of the ultrasonic probe.
Preferably, the timing signal generator generates the capture timing signal when the current position of the ultrasonic probe matches or passes through a scale on a virtual scale set based on the vector.
Preferably, the apparatus further includes an interval setting unit that sets an interval between graduations on the virtual scale, and a pixel density of the ultrasonic image is improved by setting the interval between graduations finely.
Desirably, when the ultrasonic probe is translated in an oblique direction, the ultrasonic image is configured such that line images for each of the scanning planes are arranged in an oblique direction.
[0016]
According to the above configuration, when the ultrasonic probe is manually scanned, the motion (parallel motion, rotational motion, and the like) of the ultrasonic probe is measured, and a capture timing signal is sequentially generated based on the measurement result. . Then, the echo data of the scanning plane specified by the capture timing signal is used in image processing. Here, the electronic scanning of the ultrasonic beam can be periodically and repeatedly executed. Even in such a case, only necessary data can be extracted in synchronization with the capture timing signal. Of course, the data may be fetched by causing the electronic scanning to be performed once or several times when the fetch timing signal is generated.
[0017]
As described above, since the echo data can be extracted in units of scanning planes, the present invention is particularly advantageous when performing three-dimensional image processing in units of scanning planes.
[0018]
In a preferred aspect of the present invention, the motion measuring means includes a magnetic field generator disposed near the subject, a magnetic field detector disposed on the ultrasonic probe, and an output signal from the magnetic field detector. Computing means for computing the motion of the ultrasonic probe based on the above.
[0019]
According to the above configuration, a steady magnetic field or a fluctuating magnetic field is formed around the subject, and the magnetic field is detected by the magnetic field detector arranged on the ultrasonic probe. Then, based on the detection result, the motion of the ultrasonic probe, that is, its three-dimensional position and orientation (posture) are calculated. Since the magnetic field is used, it is not affected by the transmission and reception of ultrasonic waves by the ultrasonic probe. It is desirable to set and measure a plurality of magnetic fields having different directions according to the number of measurement dimensions of the movement. For example, when measuring three-dimensional coordinates and a rotation angle on each coordinate axis, for example, three magnetic field generating coils and three magnetic field detecting coils having different directions are used.
[0020]
In order to detect the magnetic field with high accuracy, it is desirable to remove the magnetic member from the magnetic field generator and the magnetic field detector as much as possible. Note that, contrary to the above configuration, a magnetic field generator may be provided on the ultrasonic probe, and the magnetic field detector may be fixedly arranged. However, when comparing the magnetic field generator with the magnetic field detector, the magnetic field detector is generally smaller and lighter, and it is desirable to provide it in the ultrasonic probe.
[0021]
In a preferred aspect of the present invention, a detachable member for attaching and detaching the magnetic field detector to and from the ultrasonic probe is included. As described above, if the magnetic field detector is made detachable, an existing ultrasonic probe can be used as an ultrasonic probe for capturing three-dimensional data, and a dedicated probe is not required.
[0022]
In a preferred aspect of the present invention, the magnetic field detector is built in the ultrasonic probe. Placing a magnetic field detector outside the ultrasonic probe may reduce the operability of the probe, but providing a magnetic field detector inside the probe can solve the problem . In this case, it is desirable that a part or the whole of the probe case is made of, for example, a non-magnetic material.
[0023]
In a preferred aspect of the present invention, a proper range setting means for setting a proper range related to the movement of the ultrasonic probe, and restricting the image processing if the movement of the ultrasonic probe is outside the proper range. Processing restriction means.
[0024]
According to the above configuration, for example, when the ultrasonic probe is separated from the body surface or when the ultrasonic probe falls by mistake, execution of image processing can be limited. That is, as a result, the suitability of the manual scanning can be determined.
[0025]
In a preferred aspect of the present invention, the appropriate range is set with respect to at least one piece of motion information among three-dimensional coordinates, a moving speed, a rotation angle, and a rotation angular speed of the ultrasonic probe.
[0026]
In a preferred aspect of the present invention, the method includes a scanning method determining unit that determines a scanning method of the ultrasonic probe based on the motion measurement result, and control corresponding to the scanning method is performed. . If the scanning method can be automatically detected, for example, even if different scanning is performed between the first manual scanning and the second manual scanning, a complicated operation such as a change input of a scanning condition by a user is eliminated. In addition, appropriate image processing can always be expected.
[0027]
In a preferred aspect of the present invention, the scanning method determining unit determines moving scanning and rotating scanning, and an ultrasonic image corresponding to each scanning method is formed.
[0028]
(2) In the present invention, desirably, the image processing means sequentially executes a predetermined voxel operation on echo data along each ultrasonic beam, to thereby obtain a pixel value of each pixel constituting the ultrasonic image. Voxel computing means for computing is included.
[0029]
In a preferred aspect of the present invention, the voxel calculating means includes an echo data e_iOpacity α of voxel i based on_iOpacity calculating means for calculating the echo data e_iBased on the transparency β of the voxel i_iAnd an echo data value e_iOpacity α_iAnd a light emission amount calculating means for calculating the light emission amount of the voxel i, and the transparency β of the voxel i to the output light amount of the previous voxel i-1._iAnd a light amount adding means for calculating the transmitted light amount of the voxel i by calculating the transmitted light amount of the voxel i, and a light amount adding means for adding the emitted light amount and the transmitted light amount to obtain the output light amount of the voxel i. Is formed corresponding to the pixel value to form the stereoscopic projection image.
[0030]
Further, in a preferred aspect of the present invention, the voxel calculating means calculates the opacity α of voxel i based on the echo data ei._iOpacity calculating means for calculating the echo data e_i, The opacity α_iAnd the input light amount C corresponding to the output light amount of the previous voxel i-1._INiBased on the output light amount C of the voxel i_OUTiAnd an output light amount calculating means for calculating the three-dimensional projected image by making the output light amount of the end voxel correspond to the pixel value.
[0031]
According to the above configuration, voxel processing using opacity or the like is performed along the ultrasonic beam. As a result, it is possible to sequentially process the sequentially acquired echo data in chronological order and to eliminate the need for the three-dimensional data memory required in the conventional device. That is, the captured echo data is processed in the capturing order, and the data processing can be sufficiently performed without storing all the echo data once in the three-dimensional data memory.
[0032]
By the way, opacity α_iIs related to the degree of diffusion and scattering of the ultrasonic wave to the surroundings of the voxel i, and the amount of light emission seems to indicate the strength of the voxel i as a sound source (light source). On the other hand, the transparency β_iIs related to the transmittance of ultrasonic waves, and the amount of transmitted light seems to correspond to the transmittance when voxel i is viewed as a transmission medium. The light emission amount and the transmitted light amount are added to calculate the output light amount of the voxel i. Here, the output light amount indicates the degree of contribution of the voxel i to the pixel value. This output light amount is transferred to the next voxel voxel processing (calculation of transmitted light amount). Then, when the voxel processing reaches the final voxel, the output light amount of the final voxel is converted into a pixel value. Then, when each pixel value is obtained, one stereoscopic projection image is formed as a set of those pixel values.
[0033]
It has been confirmed by experiments that this ultrasonic image has both the characteristics as a projection image and the characteristics as a stereoscopic image. That is, a tissue in a living body can be expressed in a transparent manner like an X-ray photograph, while it can be expressed with a sense of depth like an ultrasonic three-dimensional image. Therefore, for example, the surface and the inside of a fetus can be imaged by the same processing, and three-dimensional grasp of a tissue can be easily performed in disease diagnosis.
[0034]
Of course, by changing the definitions of the opacity and the transparency, an ultrasonic image having a desired image quality can be formed. For example, it is possible to enhance the transparency or the three-dimensional effect. Alternatively, the tissue surface can be enhanced or the interior of the tissue can be enhanced.
[0035]
Such adjustment is performed by changing the definition of the opacity and the like, and more specifically, can be performed by appropriately setting an end condition using the opacity as a parameter. In this case, each opacity α that is sequentially added_iIf the value of is large, the processing ends at a relatively early stage, for example, the image expression ends with seeing through to the surface of the tissue. Conversely, each opacity α_iIs small, the processing ends at a relatively late stage. For example, the image processing ends by seeing deep inside the tissue.
[0036]
(3)In addition, the ultrasonic diagnostic apparatusA portable ultrasonic probe, motion measuring means for measuring motion of the ultrasonic probe by manual scanning, scanning method discriminating means for discriminating a scanning method based on the measurement result of the motion, A control unit that executes control based on the scanning method,May be included.
[0037]
In a preferred aspect of the present invention, the control unit executes control for forming an ultrasonic image corresponding to a scanning method.
[0038]
In a preferred aspect of the present invention, the motion measuring means includes a magnetic field generator and a magnetic field detector, one of which is fixedly disposed near the subject, and the other of which is disposed on the ultrasonic probe. It is characterized by being performed.
[0039]
BEST MODE FOR CARRYING OUT THE INVENTION
First, prior to the description of the device configuration, the principle of image processing according to the embodiment will be described.
[0040]
[Explanation of image forming principle]
The image processing method according to the present embodiment is based on a known volume rendering method, and is an extension of the method to real-time image processing (particularly, ultrasonic image processing). At that time, special conditions are taken into account.
[0041]
As shown in FIG. 1A, when an ultrasonic beam directed in the Y direction is scanned in the X direction, a scanning surface 10 is formed. When the scanning surface 10 is moved in the Z direction, a three-dimensional echo data capturing space 12 is formed as is well known. The three-dimensional echo data capture space 12 is subjected to voxel processing according to the present embodiment along each ultrasonic beam to project the three-dimensional echo data capture space 12 on the projection plane 16 as shown in FIG. It is the ultrasonic image 100 of B). In the ultrasonic image 100, one line 100a in the X direction corresponds to one scanning plane 10. In other words, one ultrasonic beam (perspective line) corresponds to one pixel in the ultrasonic image 100.
[0042]
Here, since the voxel processing described in detail below is performed on the acquired echo data in the time series order of the echo data, each echo data is temporarily stored in the three-dimensional echo data memory, and is necessary for image formation. There is no need to read out echo data in order, and data processing synchronized with data capture is possible.
[0043]
Now, the concept of the voxel 20 is shown in FIGS. 2 and 3. One voxel corresponds to one echo data obtained by A / D conversion of a received signal, in other words, one voxel corresponds to a volume (sample point) corresponding to one cycle of the A / D conversion rate. It is. That is, the ultrasound beam is assumed to be an aggregate of many voxels. FIG. 2 shows that each voxel is from i-1 to L_LASTAre shown. The value obtained by performing the processing sequentially from the first voxel corresponds to the luminance value P (x, y) of one pixel constituting the ultrasonic image.
[0044]
Here, opacity α and transparency β (β = (1−α) in the present embodiment) are defined for each voxel. The opacity α corresponds to spontaneous light emission around the voxel as shown in FIG. The transparency (1−α) corresponds to the degree of transmission of light from the previous voxel in the voxel. The opacity α is set in a range of 0 ≦ α ≦ 1, and in the present embodiment, the opacity is defined as a function of the echo data (echo value). Specifically, for example,
(Equation 1)
α = k1 · e^k2                                                            … (1)
Is defined as Here, e is the value of the echo data, and k1 is a coefficient (parameter), which is variably set by the user. A value larger than 1 is desirably substituted for k2, for example, k2 = 2 or 3. That is, α changes nonlinearly with respect to the value e of the echo data.
[0045]
As shown in FIG. 2, a certain voxel i has an input light amount C._INiAnd output light amount C_OUTiAnd the input light amount C_INiIs the output light amount C of the previous voxel i-1._OUTi-1be equivalent to. That is,
(Equation 2)
C_INi= C_OUTi-1                                                    … (2)
There is a relationship. However, in the start voxel at which the voxel processing is started, C_INi= 0. Note that the start voxel is set automatically or artificially.
[0046]
For each voxel, a light emission amount and a transmission light amount are defined based on the opacity α and the transparency (1−α). That is, the light emission amount of voxel i is defined as the product of opacity and echo data, and α_i・ E_iIt is. The transmitted light amount of the voxel i is defined as the product of the transparency and the input light amount, and (1-α_i) ・ C_INiIt is.
[0047]
In the present embodiment, as shown in FIG. 4, the light emission amount and the transmitted light amount are added as follows, and the output light amount C of the voxel is calculated._OUTiIs determined.
[0048]
(Equation 3)
C_OUTi= (1-α_i) ・ C_INi+ Α_i・ E_i  … (3)
However, from the above second formula, C_INi= C_OUTi-1It is. That is, the calculation result of the previous voxel is used for calculation of the next voxel.
[0049]
While the above equation (3) is sequentially performed from the start voxel to the next voxel and then to the next voxel, the opacity α of each voxel_iAnd the sum Σα_iWhen the number reaches 1, the process is terminated (termination condition). However, the processing (the set depth) of the last voxel L_LASTThe process is also terminated when the condition becomes (forced termination condition). In other words, the conditions under which the processing ends
(Equation 4)
Σα_i= 1 or i = L_LAST                        … (4)
It is. Σα_iCompletion of the process at = 1 means that the process is stopped when the total opacity reaches 1, and of course, depending on the condition, the condition of the above formula 4, especially α_iMay be changed.
[0050]
The output light amount C of the voxel (final voxel) at the time when the above end determination is made._OUTIs used as the luminance P (x, y) of the corresponding pixel. Then, when such a pixel value calculation for each ultrasonic beam is performed for all the ultrasonic beams, the pixel values of all the pixels constituting the ultrasonic image can be obtained. That is, one ultrasonic image is formed.
[0051]
As indicated by the above-described third expression, the values of all the echo data from the start voxel to the end voxel are reflected in the luminance value P (x, y) of the pixel. However, it reflects not only simple integration as in the past, but also both scattering and absorption of ultrasonic waves at each voxel. Therefore, an ultrasonic image having both the depth (three-dimensional) and transparent properties, such as an image formed by light transmitted from a light source and scattered and absorbed by each voxel, is obtained. Can be configured.
[0052]
By the way, in the above third equation, the transparency is (1-α_i), Ie the opacity α_iCan express transparency, so that the concept of transparency can be apparently deleted from the arithmetic expression. Therefore, by modifying the third equation as follows, based on the same principle, the output light amount C_OUTiCan be calculated.
[0053]
(Equation 5)

(Where Δ_i= Α_i・ (E_i-C_INi))
The above equation 5-1 is obtained by rewriting the third equation, and the second term is represented by Δ_iIs replaced by the following expression. That is, the output light amount C of the voxel i_OUTiIs the input light amount C_INiCorrected light intensity Δ_iCan be defined as the sum of Also in this equation 5-2, as is clear from the process of the above equation transformation, the transparency (1-α)_iThe concept of) is included and does not differ in principle.
[0054]
[Preferred Embodiment]
FIG. 5 shows a preferred embodiment of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the present invention, and FIG. 5 is a block diagram showing the overall configuration of the ultrasonic diagnostic apparatus.
[0055]
The ultrasonic probe 30 is, for example, an ultrasonic probe used in contact with a body surface. Of course, the present invention can be applied to an ultrasonic probe inserted into a body cavity, for example. The ultrasonic probe 30 has a built-in array transducer in which a plurality of transducers are arranged and arranged. The array transducer is electronically scanned under the control of the ultrasonic transmission / reception unit 44, whereby the ultrasonic beam is scanned to form a scanning surface. This is similar to a conventional ultrasonic probe. The ultrasonic probe 30 is connected to the apparatus main body by a probe cable (not shown).
[0056]
In the ultrasonic diagnostic apparatus according to the present embodiment, a movement measuring unit 32 that measures the position and orientation of the ultrasonic probe 30 is provided. In the present embodiment, the motion measuring unit 32 includes a magnetic field generating unit 34, a magnetic field detecting unit 36 for detecting a generated magnetic field, and a motion detecting unit 38 for calculating motion information based on the detection result. Is what is done. In addition, as the magnetic field generation unit 34, the magnetic field detection unit 36, and the motion detection unit 38 illustrated in FIG. 5, known ones can be used. The magnetic field generating unit 34 is disposed, for example, on a bed on which a subject is placed, and is configured by, for example, three magnetic field generating coils that generate a magnetic field in each of the X, Y, and Z directions. The magnetic field generator 34 is supplied with a predetermined magnetic field generation drive signal from the motion detector 38. The magnetic field generator 34 forms a fluctuating magnetic field having components in each direction.
[0057]
The magnetic field detection unit 36 is, for example, a cube having a side of about 1 cm, and detects a magnetic field generated by the magnetic field generation unit 34. The magnetic field detection unit 36 includes, for example, three mutually orthogonal magnetic field detection coils for detecting a magnetic field in each direction. The detection signal detected by each coil is output to the motion detection unit 38. In the present embodiment, the magnetic field detection unit 36 is detachably attached to the ultrasonic probe 30. For example, the magnetic field detection unit 36 is mounted on the ultrasonic probe 30 by a mounting belt described later. Of course, as described later, the magnetic field generator 34 may be built in the ultrasonic probe 30.
[0058]
When the magnetic field generator 34 and the magnetic field detector 36 are compared in terms of morphology, the magnetic field detector 36 is generally much smaller. Therefore, in the present embodiment, the magnetic field detection unit 36 is provided in the ultrasonic probe 30. However, the magnetic field generator 34 may be attached to the ultrasonic probe 30 while the magnetic field detector 36 is fixedly arranged on a bed, for example. In principle, even with such a configuration, the motion of the ultrasonic probe 30 can be detected.
[0059]
FIG. 6 shows a specific example regarding the arrangement of the magnetic field generation unit 34 and the magnetic field detection unit 36. In FIG. 6, a subject 200 is placed on a bed 201. A magnetic field generator 34 is fixedly arranged below the bed 201. Thereby, a magnetic field 202 is formed. Incidentally, the magnetic field 202 is a steady magnetic field or a fluctuating magnetic field.
[0060]
The magnetic field detector 36 is attached to the ultrasonic probe 30 by the attachment belt 64. Specifically, the magnetic field detecting unit 36 is fixed to the mounting belt 64, and by attaching the mounting belt 64 to the ultrasonic probe 30, as a result, the magnetic field detecting unit 36 is mounted on the ultrasonic probe 30. You. According to such a mounting belt 64, there is an advantage that the magnetic field detecting unit 36 can be mounted on the ultrasonic probes 30 of various sizes. Of course, the magnetic field detection unit 36 may be attached to the ultrasonic probe 30 using, for example, a double-sided tape or an engagement mechanism.
[0061]
The signal line 62 extending from the magnetic field detection unit 36 is led to the apparatus main body together with the cable 60 coming out of the ultrasonic probe 30, for example. In this case, it is desirable to perform clipping or the like at predetermined intervals in order to integrate the cable 60 and the signal line 62.
[0062]
In the measurement environment as shown in FIG. 6, when performing an ultrasonic diagnosis of, for example, the abdomen of the subject 200, the ultrasonic probe 30 is gripped by the operator, and in that state, for example, the ultrasonic probe The ultrasonic probe 30 is manually moved and scanned in a direction orthogonal to a scanning plane formed by the scanning direction 30, that is, in a manual scanning direction 204. Thus, a three-dimensional data acquisition space can be constructed in the subject 200.
[0063]
In the example illustrated in FIG. 6, the magnetic field generating unit 34 is fixed to the back side of the bed 201. However, the magnetic field generating unit 34 is not necessarily fixed to the bed 201, for example, beside an object on the bed, a wall near the object, or the like. May be provided.
[0064]
Returning to FIG. 5, the ultrasonic transmission / reception unit 44 supplies a transmission signal to the ultrasonic probe 30 as in the related art, and performs predetermined signal processing on a reception signal from the ultrasonic probe 30. To do. The ultrasonic transmission / reception unit 44 controls the electronic scanning of the ultrasonic beam. The received signal (echo data) output from the ultrasonic transmission / reception unit 44 is output to the next data selection unit 46.
[0065]
The motion detecting unit 38 in the motion measuring unit 32 determines the three-dimensional coordinates X, Y, and Z of the ultrasonic probe 30 and the coordinate axes of the ultrasonic probe 30 based on the output signal from the magnetic field detecting unit 36. Rotation angle θ_X, Θ_Y, Θ_ZIs output. Incidentally, if the manual scanning is always performed by the parallel movement, the information on the rotation angle is not necessarily required. If the ultrasonic probe 30 moves substantially within the XY plane, information in the Z direction is not required.
[0066]
The timing control unit 40 determines the timing for specifying the scan plane from which the echo data is to be acquired, based on various types of motion information output from the motion detection unit 38. The specific configuration is shown in FIG. 7, which will be described later in detail.
[0067]
The pulse generation unit 42 outputs a synchronization pulse (data acquisition signal) 206 having a predetermined level based on the timing signal output from the timing control unit 40. The synchronization pulse 206 is output to the data selection unit 46 and the image construction unit 52 described later.
[0068]
The data selector 46 has a function of selecting and outputting only the echo data of the specified scanning plane at the timing when the synchronization pulse 206 is obtained. That is, in the present embodiment, electronic scanning of the ultrasonic beam is always performed in the ultrasonic probe 30 under the control of the ultrasonic transmitting and receiving unit 44. As a result, some echo data is always output from the ultrasonic transmitting and receiving unit 44. However, the data selector 46 extracts only the necessary echo data within the scanning plane from such data. As a result, it is possible to extract echo data in units of scanning planes. Note that the synchronization pulse 206 may be given to the ultrasonic transmission / reception unit 44 so that electronic scanning is performed at that timing to acquire echo data. In this case, the output of the synchronization pulse itself corresponds to the selection of the echo data.
[0069]
The three-dimensional projection image forming unit 48 includes a voxel calculation unit 50 and an image construction unit 52, and performs three-dimensional projection based on the above-described image processing principle (especially, equations (3) and (4)). An image is formed. The voxel calculation unit 50 executes the above-described voxel calculation for each piece of echo data along the ultrasonic beam, and determines a pixel value of a pixel corresponding to the ultrasonic beam. The opacity parameter used in the voxel calculation is set by the opacity setting unit 56. The range of the voxel calculation, that is, the calculation end point, is set by the calculation range setting unit 54. The pixel values corresponding to each ultrasonic beam output from the voxel operation unit 50 are sent to the image forming unit 52, where a three-dimensional projected image for one screen is formed. At the same time, the brightness of each pixel value is converted and output as image data to the display unit 58.
[0070]
As shown in FIG. 1, in the image processing according to the present embodiment, one line of image data is formed for one scanning plane, in other words, the image processing is performed in units of scanning planes. . In response to this, the data selector 46 extracts echo data for each scanning plane in synchronization with the synchronization pulse.
[0071]
Therefore, according to the present embodiment, it is not necessary to perform a complicated process of temporarily storing all the echo data in the three-dimensional echo data memory and then reconstructing the data while considering the three-dimensional coordinates as in the related art. , Only necessary data can be sequentially processed in the time series order. In the case where the manual scanning is performed quickly, one stereoscopic projection image is formed early as a result, and when the manual scanning is slow, one stereoscopic projection image is formed at a speed corresponding thereto. Will be done.
[0072]
Next, a specific configuration of the timing control unit will be described with reference to FIG.
[0073]
7, the exercise information input unit 70 receives the respective exercise information output from the exercise detection unit 38 shown in FIG. If the operation of resetting the origin is performed immediately before the manual scanning of the ultrasonic probe is started, the position and orientation of the ultrasonic probe 30 at that time are set as the origin. As a result, the origin of a virtual scale described later is also determined. The motion information of the ultrasonic probe 30 after the origin is reset is output after being divided into movement information and rotation information. Here, the movement information is an X coordinate, a Y coordinate, and a Z coordinate, and the rotation information is θ._X, Θ_Y, Θ_ZIs the angle information.
[0074]
The processing restricting unit 72 executes a control for interrupting the image processing when each exercise information does not fall within the proper range set by the proper range setting unit 74. For example, when the ultrasonic probe falls from the hand or when the operator separates the ultrasonic probe from the subject, the echo data in that state is excluded from the image processing. There are restrictions on image processing. Here, the exercise information to be managed includes, for example, a moving speed, a rotational angular speed, and the like, in addition to the input information (three-dimensional coordinates, rotation angle). By controlling the speed, an alarm can be issued to the operator when, for example, manual scanning is extremely fast and image processing cannot be performed properly. For this reason, when the processing restriction unit 72 determines that the value is outside the appropriate range, an alarm is output to a control unit (not shown).
[0075]
If the processing restriction unit 72 determines that the movement is within the appropriate range, the movement information and the rotation information output from the movement information input unit 70 are output to the scanning method determination unit 76. In the present embodiment, the scanning method determination unit 76 determines whether the manual scanning is a moving scan (parallel movement scanning) or a rotational scanning. Specifically, the difference between the current value and the immediately preceding value is calculated for each piece of exercise information, and the scanning method is determined by referring to the difference values. For example, when the difference value is large with respect to the movement information, it is determined that the scanning is parallel movement scanning, and when the difference value is large with respect to the rotation information, it is determined that the scanning is rotation scanning. In this case, if a composite scan in which the rotational movement is performed while performing the parallel movement is performed, an error signal is output to a control unit (not shown) because an appropriate image may not be constructed. . In the present embodiment, the scanning method is determined using the difference of the motion information. However, for example, the scanning method may be determined by calculating an integrated value or a three-dimensional vector.
[0076]
When the scanning method determination unit 76 determines that the scanning is parallel movement scanning, the movement information is sent to the movement vector calculation unit 80. The movement vector calculation unit 80 obtains a difference between the current three-dimensional coordinate value and the immediately preceding three-dimensional coordinate value, thereby obtaining a movement direction vector V related to the movement of the ultrasonic probe._XYZIs calculated. However, in the present embodiment, the calculation of the vector is executed only between two pieces of motion information obtained first after the origin is reset, and thereafter, the calculation of the movement direction vector is omitted. Of course, the moving direction vector may always be calculated, and the calculation result may be used for image processing.
[0077]
As described above, the moving direction vector V_XYZIs obtained, a virtual scale 210 is assumed in the three-dimensional space as shown in FIG. That is, the direction of the virtual scale 210 is oriented in the direction of the movement direction vector, and the origin of the virtual scale 210 is the position of the ultrasonic probe at the time when the origin is reset.
[0078]
The interval setting unit 84 sets the output interval of the timing signal based on the transmission / reception conditions, and conceptually sets the interval of the scales on the virtual scale 210. Here, the scale corresponds to the output position of the timing signal.
[0079]
The moving position comparing unit 82 compares the current position of the ultrasonic probe with the scale assigned on the virtual scale 210 based on the moving information output via the scanning method determining unit 76, and When the probe matches the scale or passes through the scale, the timing generator 86 is instructed to generate a timing signal. When the generation instruction is input, the timing generator 86 outputs a timing signal to the pulse generator 42 shown in FIG.
[0080]
Therefore, regardless of the moving speed of the ultrasonic probe 30, the synchronization pulse 206 is generated every time the ultrasonic probe 30 moves at a constant interval from the origin, and the output of the synchronization pulse 206 is The echo data in the scanning plane which are taken in synchronously are sequentially image-processed.
[0081]
In FIG. 7, when the scanning method determination unit 76 determines that the scanning is the rotation scanning, the rotation vector calculation unit 88 determines the rotation direction vector Vθ based on the rotation information._XYZIs calculated. In the present embodiment, the calculation of the rotation direction vector is performed only once after the origin is reset. However, the calculation of the rotation direction vector may be always performed thereafter.
[0082]
Based on the rotation direction vector thus calculated, a circular virtual scale 212 can be assumed as shown in FIG. The interval setting section 92 assigns the scales on the circular scale 212 shown in FIG. 9 based on the transmission and reception conditions. When the current rotation angle of the ultrasonic probe 30 matches the scale on the virtual scale 212 or passes through the scale, the rotation angle comparison unit 90 compares the rotation angle with the timing generation unit 86. The generation instruction is output from the unit 90. As a result, the timing signal is output from the timing generator 86 to the pulse generator 42. The rotation vector calculation unit 88 calculates the rotation direction vector by calculating the difference between the current rotation information and the immediately preceding rotation information.
[0083]
FIG. 10 shows the relationship between the moving scan of the ultrasonic probe 30 and the ultrasonic image formed thereby. Each time the ultrasonic probe 30 passes through the scale on the virtual scale 210, echo data is fetched for each scan plane, and in synchronization with this, image data processing is executed for each scan plane. Specifically, an image 10A for one line is formed for one scanning surface. Therefore, by performing the moving scanning operation over a predetermined range, one ultrasonic image, that is, a three-dimensional projected image can be formed. The virtual scale 210 in the moving scan corresponds to the coordinates in a predetermined direction in the ultrasonic image, and if the scale on the virtual scale is made finer, the pixel density in the direction in the ultrasonic image is also improved. If necessary, interpolation or averaging between image data may be executed.
[0084]
FIG. 10 shows the processing in the case where the ultrasonic probe 30 performs parallel movement scanning. However, the same processing as described above is executed also in the case where the ultrasonic probe is rotationally scanned. That is, each time the ultrasonic probe 30 rotates by a predetermined angle, an image of one line in a predetermined direction in the ultrasonic image is formed. That is, radial scanning is performed.
[0085]
Next, another embodiment will be described.
[0086]
In the above embodiment, the synchronization pulse is generated by making the virtual scale coincide with the moving direction of the ultrasonic probe 30. For example, as shown in FIG. Two orthogonal virtual scales, that is, a main axis virtual scale 300 and a sub axis virtual scale 302, may be set in a plane including the virtual scale, and image processing may be performed using these virtual scales. In this case, for example, every time the ultrasonic probe 30 crosses the scale of the virtual spindle scale 300, a spindle synchronization pulse 304 is generated, and the spindle synchronization pulse 304 is output to the data selector 46 shown in FIG. At the same time, every time the ultrasonic probe 30 crosses the scale on the sub-axis virtual scale 302, a sub-axis synchronization pulse 306 is generated, and the generated pulse is used as the coordinates of the ultrasonic probe 30 in the direction of the sub-axis virtual scale 302. You may output to the structure part 52.
[0087]
FIG. 12 shows such a process. When the ultrasonic probe 30 moves in a diagonal direction, an image 10A for one line corresponding to the scanning plane is sequentially displayed in a diagonal direction. become. That is, an image is constructed with the same image as the oblique scanning.
[0088]
In the above-described embodiment, the magnetic field detection unit 36 is mounted on the outer surface of the ultrasonic probe 30. However, for example, as shown in FIG. The unit 36 may be provided. An array vibrator 406 including a plurality of vibrating elements is built in the main body case 402 of the probe, and a cable group 406A extending from each vibrating element is drawn into the probe cable 404. Similarly, it is desirable that the signal line group 36 </ b> A extending from the magnetic field detection unit 36 be drawn into the probe cable 404.
[0089]
According to the above-described embodiment, there is an advantage that three-dimensional echo data can be easily captured using an existing ultrasonic probe or the like without impairing the advantage of the voxel operation.
[0090]
【The invention's effect】
As described above, according to the present invention, it is possible to capture three-dimensional echo data using the existing ultrasonic probe as it is or with only a slight improvement. Further, a three-dimensional image can be constructed without requiring a complicated coordinate operation for each echo data. Further, a necessary scanning plane can be specified only by controlling the acquisition timing. Further, it is possible to automatically recognize the scanning method of manual scanning and realize appropriate image processing.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a diagram showing a relationship between a three-dimensional data acquisition space and a projection image.
FIG. 2 is a diagram illustrating a relationship between an input light amount and an output light amount of each voxel.
FIG. 3 is a diagram showing a light emission amount of each voxel.
FIG. 4 is a diagram for explaining an output light amount of a voxel.
FIG. 5 is a block diagram showing an overall configuration of an ultrasonic diagnostic apparatus according to the present invention.
FIG. 6 is a schematic diagram illustrating a specific example of a magnetic field generation unit and a magnetic field detection unit.
FIG. 7 is a block diagram illustrating a specific configuration of a timing control unit.
FIG. 8 is a diagram illustrating a relationship between a virtual scale of a straight line and a synchronization pulse.
FIG. 9 is a diagram showing a relationship between a circular virtual scale and a synchronization pulse.
FIG. 10 is a diagram illustrating image formation by parallel movement scanning.
FIG. 11 is a diagram showing two orthogonal virtual scales.
FIG. 12 is a diagram illustrating image formation using two orthogonal virtual scales.
FIG. 13 is a diagram showing another embodiment of the ultrasonic probe.
[Explanation of symbols]
30 ultrasonic probe, 32 motion measuring section, 34 magnetic field generating section, 36 magnetic field detecting section, 38 motion detecting section, 40 timing control section, 42 pulse generating section, 46 data selecting section, 48 stereoscopic projection image forming section, 50 Voxel operation unit, 52 Image composition unit.

Claims

A portable ultrasonic probe that forms a scanning surface by electronically scanning an ultrasonic beam,
Motion measuring means for measuring the motion of the ultrasonic probe by manual scanning,
Timing signal generating means for sequentially generating a capture timing signal for each predetermined momentum of the ultrasonic probe,
Means for forming an ultrasonic image in which a three-dimensional area in the subject is imaged, using echo data of each scanning plane synchronized with the capture timing signal , wherein each ultrasonic beam constituting the scanning plane is By sequentially executing a predetermined voxel operation on the echo data along, an image processing means including a voxel operation means for calculating the pixel value of each pixel constituting the ultrasound image ,
Only including,
A predetermined voxel operation is performed on the echo data along each ultrasonic beam constituting each scanning plane for each predetermined momentum, thereby forming a line image as a pixel value sequence for each scanning plane, An ultrasonic diagnostic apparatus, wherein the ultrasonic image is configured by arranging line images for each of the scanning planes in a manual scanning direction of an ultrasonic probe .

The device of claim 1,
Including a vector calculation means for calculating a vector representing the manual scanning direction of the ultrasonic probe,
An ultrasonic diagnostic apparatus, wherein the capture timing signal is generated based on the vector.

The device according to claim 2,
An ultrasonic diagnostic apparatus, wherein the vector calculation means calculates the vector after resetting the origin in manual scanning of the ultrasonic probe.

The device according to claim 2,
The timing signal generator generates the capture timing signal when the current position of the ultrasonic probe matches or passes a scale on a virtual scale set based on the vector. Ultrasound diagnostic equipment.

The device according to claim 4,
Including an interval setting unit for setting the interval of the scale on the virtual scale,
An ultrasonic diagnostic apparatus, wherein the pixel density of the ultrasonic image is improved by setting the interval of the scale finely.

The device of claim 1,
An ultrasonic diagnostic apparatus, wherein when the ultrasonic probe is translated in an oblique direction, the line images for each of the scanning planes are arranged in an oblique direction to form the ultrasonic image.

The device of claim 1,
The exercise measurement means,
A magnetic field generator arranged near the subject;
A magnetic field detector arranged on the ultrasonic probe,
Calculation means for calculating the motion of the ultrasonic probe based on an output signal from the magnetic field detector,
An ultrasonic diagnostic apparatus comprising:

The device according to claim 7 ,
An ultrasonic diagnostic apparatus comprising: an attaching / detaching member for attaching / detaching the magnetic field detector to / from the ultrasonic probe.

The device according to claim 7 ,
An ultrasonic diagnostic apparatus, wherein the magnetic field detector is built in the ultrasonic probe.

The device of claim 1,
Proper range setting means for setting a proper range related to the movement of the ultrasonic probe,
Processing restriction means for restricting the image processing if the motion of the ultrasonic probe is outside the appropriate range,
An ultrasonic diagnostic apparatus comprising:

The device according to claim 10 ,
The ultrasonic diagnostic apparatus, wherein the appropriate range is set with respect to at least one of three-dimensional coordinates, a moving speed, a rotation angle, and a rotation angular speed of the ultrasonic probe.

The device of claim 1,
Based on the motion measurement result, including a scanning method determining means for determining the scanning method of the ultrasonic probe,
An ultrasonic diagnostic apparatus, wherein control corresponding to the scanning method is performed.

The apparatus according to claim 12 ,
The scanning method determining means determines moving scanning and rotating scanning,
An ultrasonic diagnostic apparatus wherein an ultrasonic image corresponding to each of the scanning methods is formed.

The device of claim 1,
The voxel calculation means,
Opacity calculating means for calculating opacity α _i of voxel i based on echo data e _i ,
Transparency calculating means for calculating the transparency β _i of the voxel i based on the echo data e _i ,
A light emission amount calculating means for multiplying the echo data e _i by the opacity α _i to calculate the light emission amount of the voxel i;
Transmitted light amount calculating means for multiplying the output light amount of the previous voxel i-1 by the transparency β _i of voxel i and calculating the transmitted light amount of voxel i;
Light amount adding means for adding the light emission amount and the transmitted light amount to obtain an output light amount of voxel i;
Including
An ultrasonic diagnostic apparatus, wherein the ultrasonic image is formed by making the output light amount of an end voxel correspond to a pixel value.

The device of claim 1 ,
The voxel calculation means,
Opacity calculating means for calculating opacity α _i of voxel i based on echo data e _i ,
Output light quantity calculating means for calculating the output light quantity C _OUTi of the voxel i based on the echo data e _i , the opacity α _i , and the input light quantity C _INi corresponding to the output light quantity of the previous voxel i-1 When,
Including
An ultrasonic diagnostic apparatus, wherein the ultrasonic image is formed by making the output light amount of an end voxel correspond to a pixel value.