(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
被検体の体内に挿入した細径プローブを介して前記細径プローブの周囲の組織形態を表すラジアル超音波画像データを取得し表示する細径プローブ型超音波診断装置において、
前記被検体の体表に当てられる体外超音波プローブと、
前記体外超音波プローブを介して前記被検体内部の組織形態に関する３次元ボリュームデータを取得する手段と、
前記細径プローブの位置を検出する位置検出手段と、
前記細径プローブの位置を視点として、視線方向を前記細径プローブの前方とした遠近投影像データを前記３次元ボリュームデータから発生する手段と、
前記遠近投影像データを表示する手段とを具備することを特徴とした超音波診断装置。
【請求項２】
前記体外超音波プローブは２次元状に配列された複数の振動子を備えることを特徴とした請求項１記載の超音波診断装置。
【請求項３】
前記細径プローブの位置を検出する手段は、前記細径プローブに装備された無指向性超音波を発生する振動子と、前記体外超音波プローブを介して受信された前記無指向性超音波の受信信号に基づいて、前記細径プローブの相対的な位置を演算する位置演算手段とを有することを特徴とした請求項１記載の超音波診断装置。
【請求項４】
前記位置演算手段は、前記体外超音波プローブの離散的な少なくとも３点で受信した受信信号の位相差又は時間差に基づいて前記細径プローブの相対的な位置を演算することを特徴とした請求項３記載の超音波診断装置。
【請求項５】
前記位置演算手段は、前記体外超音波プローブを介して受信した指向性の異なる受信信号の最大強度を示す点を前記細径プローブの相対的な位置として特定することを特徴とした請求項３記載の超音波診断装置。
【請求項６】
前記遠近投影像データを発生する手段は、前記検出した少なくとも２つの位置に基づいて前記細径プローブの進行方向を計算し、この進行方向により前記視線方向を特定することを特徴とした請求項１記載の超音波診断装置。
【請求項７】
前記遠近投影像データを発生する手段は、前記細径プローブの退行に伴って前記細径プローブの進行方向が逆転したとき、前記視線方向を前記逆転した進行方向に対して反転することを特徴とした請求項６記載の超音波診断装置。
【請求項８】
前記遠近投影像データは、ボリューム・レンダリング法又はサーフェース・レンダリング法の少なくとも一方により発生されることを特徴とした請求項１記載の超音波診断装置。
【請求項９】
前記遠近投影像に、血流速度画像を合成する手段をさらに備えることを特徴とした請求項１記載の超音波診断装置。
【請求項１０】
前記３次元ボリュームデータから、血管の外観構造を表す３次元レンダリング画像データを発生する手段をさらに備えることを特徴とした請求項１記載の超音波診断装置。
【請求項１１】
前記３次元レンダリング画像データには前記細径プローブの位置を表すマーカが合成されることを特徴とした請求項１０記載の超音波診断装置。
【請求項１２】
前記マーカは、複数回にわたって検出された前記細径プローブの複数の位置の平均処理により特定される位置に設定されることを特徴とした請求項１１記載の超音波診断装置。
【請求項１３】
前記３次元レンダリング画像データは前記遠近投影像データと同時に表示されることを特徴とした請求項１０記載の超音波診断装置。
【請求項１４】
前記３次元ボリュームデータの取得のための超音波走査と前記細径プローブの位置を検出するための前記無指向性超音波の送受信とが時分割で繰り返されることを特徴とした請求項３記載の超音波診断装置。
【請求項１５】
前記３次元ボリュームデータの取得のための１回の超音波走査に対して前記細径プローブの位置を検出するための前記無指向性超音波の送受信を複数回行うことを特徴とした請求項１４記載の超音波診断装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、血管や胆管などの体腔に挿入可能な細径プローブを装備した細径プローブ型超音波診断装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
近年、患者の血管および胆管等の体腔内に直接細径プローブを挿入し、病変や狭窄、管壁への癌の浸潤度を診断し、術式計画や術後の治療効果判定を行なったり、ＴＡＥ（経カテーテル動脈塞栓術）やＰＴＣＡ（経皮的冠動脈拡張術）、ＰＴＣＲ（経皮的冠動脈内血栓溶解術）等の治療が試みられている。このため、術者はカテーテルや細径プローブの侵入位置を把握し、先端部が診断部位あるいは治療部位に到達することを確認する必要がある。
【０００３】
そこで、従来は、Ｘ線透視装置を用いて体内のカテーテルや細径プローブ侵入部位を撮影し、術者はモニタに映し出されたＸ線画像を見ながら、カテーテルや細径プローブの先端位置をモニタリングしていた。しかし、Ｘ線透視によるモニタリングでは、患者はもちろんのこと、術者もＸ線被爆を受けることは避けがたい。
【０００４】
このため、Ｘ線透視装置に代わり、超音波診断装置を用いてカテーテルや細径プローブの先端位置を確認する方法が提案されている。超音波診断装置は体外用プローブを用いて体表から体内に向けて超音波ビームを放射し、音響インピーダンスの差のある部位で反射したエコー信号を受信し、これを再構成して画像化するものである。しかしながら、カテーテルや細径プローブの表面は滑らかで、生体内では一般に屈曲している。このため、体表から入射した超音波ビームはカテーテルや細径プローブの表面で正反射するために、体表プローブに戻らないことが多く、位置を検出して画像化することは非常に困難であった。そこで、カテーテルや細径プローブの先端にトランスジューサを設置し、体外用プローブから送信された超音波ビームを受信することで位置情報を得る方法が特開平４−１２９５４３号公報等で提案されている。
【０００５】
この得られた細径プローブの先端の位置情報に基づいて、体外の２次元アレイプローブを介して取得したボリュームデータをしきい値処理及び最大値投影処理等により生成した血管の外観構造を表す３次元レンダリング像（図８参照）に、細径プローブの先端の位置をマーカ表示することも提案されている。カテーテル操作者は、３次元レンダリング像でマーカにより細径プローブの先端位置を確認しながらカテーテルの挿入作業を行うことができる。
【０００６】
しかし、複雑に走行する血管にカテーテルを挿入する場合、例えば血管分枝の上下左右いずれの方向に進めるかを３次元レンダリング像からは分かり難い場合がある。また、カテーテル挿入経路が長い場合には、１つの３次元レンダリング像だけでは描出することが困難な場合が多い。これらの場合には、必要に応じて、３次元レンダリング像を回転させる、クリッピングを行うなどの画像操作を行って、必要な部位を描画することにより回避することになる。しかしながら、カテーテル検査あるいは手術時間が長くなるため、患者の負担が増大するという問題が生じる。
【０００７】
また、カテーテル先端に前方視機能や屈曲機能を設けることにより、上記問題点を軽減することが可能であると考えられるが、カテーテル先端部が大きくなるため、操作性の劣化、カテーテル適用範囲の制限、また、カテーテル自体のコスト増の問題もあり、実現性は低い。
【０００８】
【発明が解決しようとする課題】
本発明の目的は、細径プローブ型超音波診断装置において、細径プローブの挿入作業を好適にナビゲートすることのできる情報を提供することにある。
【０００９】
【課題を解決するための手段】
本発明は、被検体の体内に挿入した細径プローブを介して前記細径プローブの周囲の組織形態を表すラジアル超音波画像データを取得し表示する細径プローブ型超音波診断装置において、前記被検体の体表に当てられる体外超音波プローブと、前記体外超音波プローブを介して前記被検体内部の組織形態に関する３次元ボリュームデータを取得する手段と、前記細径プローブの位置を検出する位置検出手段と、前記細径プローブの位置を視点として、視線方向を前記細径プローブの前方とした遠近投影像データを前記３次元ボリュームデータから発生する手段と、前記遠近投影像データを表示する手段とを具備する。
【００１０】
【発明の実施の形態】
本発明は、細径プローブ型超音波診断装置に関する。細径プローブは、典型的には、カテーテル（治療用細管）に挿入された状態で使用される。カテーテルは、血管内用の超音波カテーテル（ＩＶＵＳ；Intravascular Ultrasound）と、体腔内用の超音波細径プローブはＩＤＵＳ（Intraductal Ultrasound）とが一般的である。
【００１１】
図１には、本発明の実施形態に係る細径プローブ型超音波診断装置の構成を示している。本装置は、細径プローブ型超音波診断装置の基本機能の部分、つまりカテーテルの先端内部に配置した二次元イメージング用の微小トランスジューサ（マイクロトランスジューサ）２６を介してその周囲をラジアル（円形）にスキャンして円形の組織形態画像（以下単にラジアル画像という）を取得するためのラジアル２次元スキャニング部分の他に、カテーテルの位置を検出するためのナビゲーション部分と、体外用リアルタイム３次元超音波映像化部分とを特徴的に装備している。
【００１２】
（ラジアル２次元スキャニング部分）
細径プローブ２２の先端付近、具体的にはナビゲーション用のトランスデューサ２３から所定距離だけ後方に、２次元イメージング用の微小なトランスジューサ２６が配置されている。ラジアル２次元スキャニング部分は、このトランスジューサ２６を典型的には機械的に軸回転させながら、トランスジューサ２６を介して送受信部２７でその周囲を走査することによって組織形態を表す円形の２次元画像を得るためのユニットである。なお、ラジアル２次元スキャニング部分で用いられる超音波には、
駆動信号によるトランスジューサ２６の機械的な振動により発生した超音波は、被検体内部を伝搬し、その途中にある音響インピーダンスの不連続面で反射し、エコーとしてトランスジューサ２６に返ってくる。このエコーは、トランスジューサ２６を機械的に振動する。これにより発生した微弱な電気信号は、送受信部２７のプリアンプで増幅され、ディジタル化され、そしてデジタルレシーバ２８にて直交検波を受け、さらにエコープロセッサ２９により包絡線検波を受ける。それにより発生した超音波ベクタデータは、２次元スキャンコンバータ３０にて円形のピクセルデータに変換された後、ビデオインタフェース１０に送られる。
【００１３】
（カテーテル・ナビゲーション部分）
カテーテル・ナビゲーション部分は、細径プローブ２２の先端位置を検出するために装備される。図２（ａ）、図２（ｂ）に示すように、細径プローブ２２の先端には、ナビゲーション用のトランスデューサ２３が配置されている。送信部２４は、リアルタイムコントローラ２１が発生するナビゲーション・パルス発生信号に同期して、ナビゲーション・トランスデューサ２３に駆動信号を印加する。それによりナビゲーション・トランスデューサ２３から無指向性超音波パルスが発生する。
【００１４】
この無指向性超音波パルスは、被検体内部を伝搬し、体外超音波プローブ１１により受信される。ポジションディテクター２５は、その受信信号に基づいて、ナビゲーション・トランスデューサ２３の位置、つまり細径プローブ２２の先端位置を推定する。もちろんこの位置は、体外超音波プローブ１１に対する相対的な細径プローブ２２の先端位置であり、体外超音波プローブ１１に固有の座標系、例えば体外超音波プローブ１１の中心を原点としたＸＹＺ座標系で表現される。
【００１５】
典型的な位置推定方法には、ＧＰＳ方式と、エネルギー最大パルス検出方式とがある。本実施形態ではそのいずれを採用してもよいし、両者を採用し、それらを選択的に使用するようにしてもよいし、両方式を併用してそれらの２つの結果（推定位置）から最終的な位置を決定するようにしてもよい。
【００１６】
ａ）ＧＰＳ方式
体外超音波プローブ１１のアレイ面内の離散的な３点、つまり離散的な３つのトランスジューサ又は隣接する所定数のトランスジューサを１つのグループとして離散的な３グループで受信したナビゲーション超音波パルスの３つの受信信号の位相差又は時間差に基づいて、三角測量により体外超音波プローブ１１の中心点からみたナビゲーション・トランスデューサ２３の位置を推定する。原理的には、１回の受信により位置推定が可能であるが、Ｓ／Ｎが悪い場合には、送受信及び位置推定を数回繰り返し、その複数の推定位置の重心位置を最終的な位置として決定するようにしてもよい。
【００１７】
ｂ）エネルギー最大パルス検出方式
体外超音波プローブ１１で受信したナビゲーション超音波パルスをディジタルビームフォーマ１４で多方向に関してビームフォーミングし、そして、ポジションディテクター２５でその中の最大エネルギー（最大波高）が得られたビーム上の点の位置を抽出する。つまり、ボリューム全体をスキャニングして得られた最大エネルギー点が、ナビゲーション超音波パルスの発生源、すなわちナビゲーション・トランスデューサ２３の位置である。この方式は、先のＧＰＳ方式に比べて、高いＳ／Ｎを達成するが、ビームフォーミング処理を多方向にわたって繰り返し実行するため、推定に長時間が必要である。
【００１８】
（体外用リアルタイム３次元超音波映像化部分）
リアルタイム３次元体外超音波プローブ１１は、被検体内部に挿入される細径プローブ２２とは異なり、図２（ａ）に示すように、被検体の体表に当接されるタイプのプローブであり、被検体内部の３次元（３Ｄ）の領域を超音波で高速に走査（スキャン）するために、２次元状に配列された複数のトランスジューサを備えている。この体外超音波プローブ１１には送信時には送信部１２が接続され、受信時には受信部１３が接続される。送信部１２には、複数のトランスジューサにそれぞれ接続された複数のパルサと送信遅延回路とパルス発生器とが設けられている。パルサは、パルス発生器から一定の周期で発生され、そして送信遅延回路で超音波のビーム化及び指向性付与のために遅延されたパルス信号をトリガとして、トランスジューサに駆動信号（高周波の電圧信号）を印加する。
【００１９】
駆動信号を印加されたトランスジューサの機械的な振動により発生した超音波は、被検体内部を伝搬し、その途中にある音響インピーダンスの不連続面で反射し、エコーとしてプローブ１１に返ってくる。このエコーは、プローブ１１のトランスジューサを機械的に振動する。これにより発生した微弱な電気信号は、受信部１３のプリアンプで増幅され、ディジタル化され、そしてディジタルビームフォーマ１４で整相加算処理にかけられる。これにより指向性を持つ受信信号が生成される。これら送信部１２及び受信部１３は、リアルタイムコントローラ２１の制御のもとで送信及び受信の指向性を送受信ごとに変化させて上記被検体内部の３次元領域を超音波ビームで走査する。実際の検査では、この３次元の走査範囲内に細径プローブ２２の先端付近が含まれるように、体外プローブ１１の位置が設定される。
【００２０】
受信部１３により生成された受信信号は、デジタルレシーバ１５にて直交検波を受け、さらにエコープロセッサ１６に供給される。エコープロセッサ１６は、受信信号を包絡線検波して組織形態を表すデータを発生する。このデータは３次元スキャンコンバータ１７でボクセル集合体としての３次元ボリュームデータに変換され、この３次元ボリュームデータから２種類の３次元画像を生成する３次元レンダラー１８，１９に供給される。レンダリングは、周知のとおり、３次元表現のボリュームデータをディスプレイモニタ９に描画できるように２次元化して映像化することをいい、その工程として、まず、ボリュームデータの座標位置を視点座標系に変換し、隠面処理、物体表面へ陰付けを行うシェーディングを経て画像が生成される。３次元レンダラーとして、ここでは２系統１８，１９の設けられている。これら２系統の３次元レンダラー１８，１９は、互いに異なる表現の３次元画像を生成する。
【００２１】
３次元レンダラー１８は、体外の２次元アレイプローブ１１を介して取得された３次元ボリュームデータから、視点をその３次元領域外（体外）の任意の位置、例えば体外プローブ１１の中心位置に配置して、検出されたカテーテル先端位置に向かう視線方向で図３の左画面に示した従来同様の血管の外観構造を表す３次元レンダリング像を生成する。３次元レンダラー１９は、体外の２次元アレイプローブ１１を介して取得された３次元ボリュームデータから、図３の右画面に示すように、カテーテルの先端から、軸方向（進行方向）に同じ視線方向で前方をみた内視鏡様の遠近投影像を生成する。これら３次元レンダリング像と内視鏡様の遠近投影像とはビデオインタフェース１０で1画面に合成され、ディスプレイモニタ９に同時に表示される。操作者は、従来の３次元レンダリング像により血管走行とカテーテルの概略位置を把握し、同時に内視鏡様の遠近投影像によりカテーテルのナビゲーションする、つまり、進むべき血管分枝にカテーテルが挿入されているかを確認することができる。なお、プローブ２２の退行に伴ってプローブ２２の進行方向が逆転したとき、視線方向を逆転した進行方向に対して反転する。
【００２２】
３次元レンダラー１９では、ボリューム・レンダリングとサーフェース・レンダリングのいずれか又は両方の手法でレンダリング処理を可能にしている。実際の構成例としては、図４に典型的な構成を示すように、入力ステージとしてメモリコントローラ３１を中心に２系統のボリュームメモリ３２，３３からなり、この入力ステージに対してダイレクトメモリアクセスコントローラ３４のもとでＰＣＩバス３４を経由して高速に処理ステージが接続されており、さらに処理ステージとしてはシステムコントローラ３８、ＣＰＵ３６、メインメモリ３９、グラフィックコントローラ４０、フレームメモリ４１からなる一般的な構成で提供され得る。なお、ボリューム・レンダリングとサーフェース・レンダリングとを並列処理して高速化を図るために、図５に示すようにＣＰＵ３６，３７を並列化することも可能である。この場合、システムコントローラ３８が２つのＣＰＵインターフェースを持ち、ＯＳがマルチスレッド機能に対応しているものを利用することにある。２種のレンダリング処理は、各々、異なるスレッドとして並列処理される。
【００２３】
３次元レンダラー１９ではサーフェスレンダリングとして、体外の２次元アレイプローブ１１を介して取得された３次元ボリュームデータから、血管内壁あるいは体腔内壁を境界抽出して境界面幾何情報を生成する。境界抽出には、ＳＮＡＫＥ法、ＡＣＴ法などの一般的に知られている手法を用いることができる。血管内壁探索の効率化のために、トランスジューサ２３の位置（カテーテル先端位置）を初期位置として血管内壁探索が行われる。境界面幾何情報は、３角形の集合として表現され、コンピュータ・グラフィックスで広く用いられているポリゴン情報として生成される。特に、３ＤグラフィックスＡＰＩ（Application Program Interface）のひとつであるＯｐｅｎＧＬに互換性を持つ形式でデータを保持することにより、低コストなパーソナル・コンピューターによる描画が実現できる。具体的には、ＯｐｅｎＧＬによるサーフェース・レンダリング手法により描画される。奥行き間のある遠近投影を行うためには、視点位置とポリゴンの距離に応じてポリゴンの大きさと投影位置を修正する。
【００２４】
視点は、検出されたカテ−テルの先端位置に設定される。また、視線方向は、今回と前回の連続する２回の位置検出オペレーションで検出した２つのカテーテル先端位置から、カテーテルの進行方向が計算され、この進行方向に沿って設定される。２回の位置検出オペレーションの間のカテーテルの移動量が、０の場合、つまりその間にカテーテルが静止していたとき、視線方向は前回の視線方向と同一に設定される。心拍動で多少の移動がある場合には、ある閾値以下の場合には、方向を変更しないものとしてもよい。
【００２５】
ナビゲーション開始直後には、カテーテルの進行方向が定まらないため、次のいずれかの方法で方向を決定する。
方法１）デフォルト値として初期的な進行方向を定めておく。
方法２）ユーザーがマウスあるいはジョイスティック等の入力手段により初期的な進行方向を設定する。
方法３）視点位置から６方向に探索を行い、ポリゴンに衝突するまでの距離が最も長いものとする。
【００２６】
この方法３では、ナビゲーションを開始する場合には、カテーテルをボリュームの端部に配置することが多いことを前提としている。また、テクスチャ・マッピングとして、体外の２次元アレイプローブ１１を介して収集されたボリュームデータ、あるいは、カテーテル先端部に取り付けられた振動子を機械走査することにより得られる３次元ボリュームから得られた機能・形態情報を生成したポリゴンに対応するテクスチャとして定義し、遠近投影画像にテクスチャ・マッピングする。これは、ＯｐｅｎＧＬにより定義されている機能として実現することが可能である。機能・形態情報には、次のものが挙げられる。
【００２７】
体外プローブ１１で収集された情報として、カラードプラ法で計測された血流速度あるいは、血流方向をマップする。また、カテーテルプローブ２２で収集された情報として、血管・体腔壁厚がある。血管壁からの反射強度を閾値処理することにより厚みを算出して、色相、彩度、輝度（グレーレベルも含む）に対応付けを行う。最も簡単な方法では、振動子表面から放射状に厚計測するものが考えられるが、偏芯している場合には、誤差が生じる。血管壁を抽出して重心計算を行うことにより中心を決定することにより、より正確な壁厚を推定することが可能になる。
【００２８】
さらに、壁凹凸度がある。体外の２次元アレイプローブ１１を介して収集されるボリュームデータは、カテーテルプローブ２２で収集されたボリュームデータよりも大きな位置誤差を持つ。従って、抽出された血管幾何情報には、血管表面の微妙な凹凸が反映されない。カテーテルで収集される血管表面を抽出し、楕円をフィッティングする。楕円との差を各部位で算出して、グレーレベルあるいは色相、彩度、輝度に対応付けする。
【００２９】
カテーテルプローブで収集された情報をテクスチャ・マッピングする場合、カテーテルが到達していない部分のテクスチャは異なる表現で表示されるため、カテーテルを引き戻した場合に、到達・未到達が容易に認識できる。
【００３０】
３Ｄレンダラー１９では、上述したように、境界抽出によりポリゴン情報を生成する代わりに、ボリューム・レンダリング法を用いて遠近投影画像を生成することも可能である。サーフェース・レンダリングよりも処理が重いが、境界抽出が困難な場合でも比較的良好な３次元画像を得ることが出来る。視線方向の決定方法は、サーフェースレンダリングの場合と同一である。
【００３１】
図６（ａ）は本実施形態における体外超音波プローブ１１での３次元ボリュームスキャニングと、細径プローブ２２のトランスジューサ２３の位置（カテーテルの先端位置）を検出するためにトランスジューサ２３から無指向性超音波を送信し、それを体外超音波プローブ１１で受信するポジショニング・スキャニングとのシーケンスを示している。上述したようにこれら動作では同じ周波数帯域の超音波を使っているために、両動作を時分割で行う必要がある。ここでは、ボリューム・スキャニングを所定回数例えば８回繰り返すごとに、ポジショニング・スキャニングを１回実施する。
【００３２】
図６（ｂ）に示すように、ボリューム・スキャニング１回に対してポジショニング・スキャンを複数回行う。このタイミング・チャートでは、ボリューム・スキャニングの開始時、終了時、その中間時の３回行う制御例を示している。ボリューム・スキャニングに必要な時間は、カラードプラ方を用いるスキャン方式では、非常に長くなるため、カテーテル位置マーカーと遠近投影像のアップデートを頻繁に行うことで、カテーテルのナビゲーションが容易になる。ボリューム・スキャニングの収集時間が短い場合には、検出位置の平均処理を行うことにより、心拍動による位置ずれの影響を最小限に押さえることが可能になる。ボリューム・スキャニング終了時のポジショニング・スキャニングは、次ボリューム・スキャニングの開始時のそれと兼ねることが可能である。
【００３３】
図７に、ポジションディテクター２５による細径プローブ２２のトランスジューサ２３の位置（カテーテルの先端位置）の位置検出に関する説明図である。体外用リアルタイム３次元超音波プローブ１１の中心位置をＸ、Ｙ軸の原点（０，０）にとる。Ｎ１は、時刻ｔ１におけるカテーテルの先端に取り付けられたナビゲーション・トランスデューサ２３の位置で（ｘ１，ｙ１）、Ｐ１はそのときのカテーテル中央部に取り付けられたラジアルスキャン・トランスデューサ２６の位置である。ナビゲーション・トランスデューサ２３とラジアルスキャン・トランスデューサ２６との間の固定的な距離をＬとする。また、、時刻ｔ１からポジショニング・スキャニングの周期の時間経過後の時刻ｔ２におけるナビゲーション・トランスデューサ２３の位置をＮ２（ｘ２，ｙ２）、ラジアルスキャン・トランスデューサ２６の位置をＰ２とする。従って、カテーテルは、Ｎ１からＮ２（Ｐ１からＰ２）に向かって進行している。これらＮ１とＮ２（Ｐ１とＰ２）を結ぶ線をＤとして、Ｄに垂直な線Ｅ１はカテーテルのラジアルスキャン・トランスデューサ２６で得られる画像の断面（ラジアルスキャン面）が含まれる面に相当する。同様にある時刻後の断面がＥ２である。
【００３４】
そこで、体外用リアルタイム３次元プローブ１１で収集したボリュームデータから、断面Ｅ１，Ｅ２上にある情報を引き出す必要があり、この断面の位置及び方向は図１のラジアルスキャン面セレクタ３１にて演算される。その演算結果又はその演算結果が表す当該断面上のボクセルデータがビデオインタフェース１０に送られる。
【００３５】
以下に、演算の方法の一例を示す。
直線Ｄの傾き：（ｙ２−ｙ１）／（ｘ２−ｘ１）
直線Ｅ１，Ｅ２の傾きはＤと直角なので：（ｘ２−ｘ１）／（ｙ２−ｙ１）
直線Ｅ２の式を
【数１】
0004709419.tif 000002
とおくと、直線Ｅ２は、点Ｐ２を通るので、Ｐ２の座標は、
【数２】
0004709419.tif 000003
で与えられる。
また、
【数３】
0004709419.tif 000004
よって、直線Ｅ２の式は、
【数４】
0004709419.tif 000005
となる。この関係式からＥ２上の位置データを読み出すことができる。
【００３６】
本発明は、上述した実施形態に限定されるものではなく、実施段階ではその要旨を逸脱しない範囲で種々変形して実施することが可能である。さらに、上記実施形態には種々の段階が含まれており、開示される複数の構成要件における適宜な組み合わせにより種々の発明が抽出され得る。例えば、実施形態に示される全構成要件から幾つかの構成要件が削除されてもよい。
【００３７】
【発明の効果】
本発明によると、細径プローブの挿入作業を好適にナビゲートすることができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の一実施形態に係る細径プローブ型超音波診断装置の構成を示すブロック図。
【図２】図１の細径プローブと体外超音波プローブとの配置を示す模式図。
【図３】図１のディスプレイモニタの表示画面例を示す図。
【図４】図１の３Ｄレンダラーの構成例を示す図。
【図５】図１の３Ｄレンダラーの他の構成例を示す図。
【図６】本実施形態において、３Ｄボリュームスキャンとポジショニングスキャンとのシーケンスを示す図。
【図７】図１のポジションディテクターによる体外プローブに対する細径プローブの相対的な位置及び方向の演算方法の説明図。
【図８】従来の表示画面例を示す図。
【符号の説明】
９…ディスプレイモニタ、
１０…ビデオインタフェース、
１１…リアルタイム３Ｄ体外超音波プローブ、
１２…送信部、
１３…受信部、
１４…ディジタルビームフォーマ、
１５…ディジタルレシーバ、
１６…エコープロセッサ、
１７…３Ｄスキャンコンバータ、
１８…３Ｄレンダラー、
１９…３Ｄレンダラー、
２０…リアルタイムコントローラ、
２１…リアルタイムコントローラ、
２２…細径超音波プローブ、
２３…ナビ用トランスジューサ、
２４…送信部、
２５…ポジションディテクター、
２６…二次元イメージング用トランスジューサ、
２７…送受信部、
２８…ディジタルレシーバ、
２９…エコープロセッサ、
３０…２Ｄスキャンコンバータ。
【図１】
0004709419.tif 000006
【図２】
0004709419.tif 000007
【図３】
0004709419.tif 000008
【図４】
0004709419.tif 000009
【図５】
0004709419.tif 000010
【図６】
0004709419.tif 000011
【図７】
0004709419.tif 000012
【図８】
0004709419.tif 000013