(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
対象領域を含む三次元空間内に超音波ビームを走査してエコー信号を取得するプローブと、
エコー信号に基づいて三次元空間内の複数のサンプル点のうちから対象領域に含まれる複数のサンプル点を抽出する対象領域抽出部と、
超音波ビームの深さｒとフレーム内における超音波ビームの角度θと三次元空間内におけるフレームの角度φとによるｒθφ極座標系における各サンプル点の座標に基づいて各サンプル点の体積を算出するサンプル体積演算部と、
対象領域に含まれる複数のサンプル点の各々の体積に基づいて対象領域の体積を算出する対象領域体積演算部と、
を有し、
前記サンプル体積演算部は、フレーム内における超音波ビームの走査原点と三次元空間内におけるフレームの回転軸とのずれを考慮して、前記走査原点と前記回転軸との距離ａを用いて、微小体積ｄｖ＝ｄｒ×ｒ・ｄθ×（ｒ・ｃｏｓθ−ａ）・ｄφをｒθφ極座標系において積分することにより、前記各サンプル点の体積を算出する、
ことを特徴とする超音波診断装置。
【請求項２】
対象領域を含む三次元空間内に超音波ビームを走査してエコー信号を取得するプローブと、
エコー信号に基づいて三次元空間内の複数のサンプル点のうちから対象領域に含まれる複数のサンプル点を抽出する対象領域抽出部と、
超音波ビームの深さｒとフレーム内における超音波ビームの角度θと三次元空間内におけるフレームの角度φとによるｒθφ極座標系における各サンプル点の座標に基づいて各サンプル点の体積を算出するサンプル体積演算部と、
対象領域に含まれる複数のサンプル点の各々の体積に基づいて対象領域の体積を算出する対象領域体積演算部と、
を有し、
前記プローブは、三次元空間内において一定角度間隔でフレームを回転させ、
前記サンプル体積演算部において算出された１フレーム分の複数のサンプル点の体積値を記憶した体積値テーブルをさらに有し、
前記対象領域体積演算部は、前記体積値テーブルに記憶された１フレーム分の複数のサンプル点の体積値から対象領域に含まれる複数のサンプル点の各々の体積値を得て、対象領域の体積を算出する、
ことを特徴とする超音波診断装置。
【請求項３】
請求項２に記載の超音波診断装置において、
前記サンプル体積演算部は、微小体積ｄｖ＝ｄｒ×ｒ・ｄθ×ｒ・ｃｏｓθ・ｄφをｒθφ極座標系において積分することにより前記各サンプル点の体積を算出する、
ことを特徴とする超音波診断装置。
【請求項４】
請求項２に記載の超音波診断装置において、
前記サンプル体積演算部は、フレーム内における超音波ビームの走査原点と三次元空間内におけるフレームの回転軸とのずれを考慮して、前記走査原点と前記回転軸との距離ａを用いて、微小体積ｄｖ＝ｄｒ×ｒ・ｄθ×（ｒ・ｃｏｓθ−ａ）・ｄφをｒθφ極座標系において積分することにより、前記各サンプル点の体積を算出する、
ことを特徴とする超音波診断装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、超音波診断装置に関し、特に、対象領域の体積を算出する超音波診断装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
超音波診断装置を利用することにより、心臓内部（心腔）などの対象領域に関する様々な診断情報を取得することができる。診断情報の代表的な例として、心腔の体積（容積）を挙げることができる。超音波診断装置によって心腔の体積を計測する手法として、心臓を含む空間内に超音波を送受波し、これにより得られたエコーデータに基づいて心腔部分のみを抽出し、その体積を算出する手法が知られている。
【０００３】
例えば、特許文献１には、１フレーム内のエコーデータから対象領域の断面積を求め、その断面積から近似的に対象領域の体積を算出する手法が開示されている。また、特許文献２には、三次元空間を構成する複数のボクセルから、対象領域内の複数のボクセルを抽出し、抽出した対象領域内のボクセルの個数と１ボクセル分の体積とを乗じることにより、対象領域の正確な体積を演算する技術が開示されている。
【０００４】
ちなみに、特許文献３には、臓器の腔の部分の輪郭を的確に抽出する技術が開示されている。
【０００５】
【特許文献１】特開平４−２８２１４４号公報
【特許文献２】特許第２８９５４１４号公報
【特許文献３】特開２００４−１５９９９７号公報
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００６】
上記特許文献２に記載された技術により、三次元空間を構成する複数のボクセルから対象領域の正確な体積を演算することが可能になる。例えば、特許文献２に記載された技術によれば、三次元直交座標系におけるボクセルデータから正確な体積を容易に演算することができる。
【０００７】
本発明は、特許文献２に記載された画期的な技術をさらに改良する過程において成されたものであり、その目的は、三次元の極座標系において対象領域の体積を正確に算出する技術を提供することにある。
【課題を解決するための手段】
【０００８】
上記目的を達成するために、本発明の好適な態様である超音波診断装置は、対象領域を含む三次元空間内に超音波ビームを走査してエコー信号を取得するプローブと、エコー信号に基づいて三次元空間内の複数のサンプル点のうちから対象領域に含まれる複数のサンプル点を抽出する対象領域抽出部と、超音波ビームの深さｒとフレーム内における超音波ビームの角度θと三次元空間内におけるフレームの角度φとによるｒθφ極座標系における各サンプル点の座標に基づいて各サンプル点の体積を算出するサンプル体積演算部と、対象領域に含まれる複数のサンプル点の各々の体積に基づいて対象領域の体積を算出する対象領域体積演算部と、を有することを特徴とする。
【０００９】
上記構成において、対象領域は、例えば心臓内の心腔である。上記構成では、ｒθφ極座標系における各サンプル点の座標に基づいて各サンプル点の体積が求められる。ｒθφ極座標系では、例えば、超音波ビームに沿ってサンプル点を設けると、サンプル点の深さに応じてサンプル点に対応する体積が変化してしまう。例えば、浅い位置に存在するサンプル点と比較して深い位置に存在するサンプル点は離散的に配置されるため、深い位置に存在するサンプル点ほどサンプル点に対応する体積が大きくなる。上記構成では、各サンプル点の座標に基づいて各サンプル点の体積が求められるため、例えば、サンプル点の深さなどに応じてそのサンプル点に対応した体積を正確に求めることができ、その結果、対象領域の体積が正確に算出される。
【００１０】
また、本発明の望ましい態様の超音波診断装置において、前記サンプル体積演算部は、微小体積ｄｖ＝ｄｒ×ｒ・ｄθ×ｒ・ｃｏｓθ・ｄφをｒθφ極座標系において積分することにより前記各サンプル点の体積を算出することを特徴とする。また、本発明の望ましい態様の超音波診断装置において、前記サンプル体積演算部は、フレーム内における超音波ビームの走査原点と三次元空間内におけるフレームの回転軸とのずれを考慮して、前記走査原点と前記回転軸との距離ａを用いて、微小体積ｄｖ＝ｄｒ×ｒ・ｄθ×（ｒ・ｃｏｓθ−ａ）・ｄφをｒθφ極座標系において積分することにより、前記各サンプル点の体積を算出する、ことを特徴とする。
【００１１】
また、本発明の望ましい態様の超音波診断装置において、前記プローブは、三次元空間内において一定角度間隔でフレームを回転させ、前記サンプル体積演算部において算出された１フレーム分の複数のサンプル点の体積値を記憶した体積値テーブルをさらに有し、前記対象領域体積演算部は、前記体積値テーブルに記憶された１フレーム分の複数のサンプル点の体積値から対象領域に含まれる複数のサンプル点の各々の体積値を得て、対象領域の体積を算出する、ことを特徴とする。
【発明の効果】
【００１２】
本発明により、三次元の極座標系において対象領域の体積を正確に算出することが可能になる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１３】
以下、本発明の好適な実施形態を図面に基づいて説明する。
【００１４】
図１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１はその全体構成を示すブロック図である。
【００１５】
３Ｄプローブ１０は三次元エコーデータ取得用の超音波探触子であり、この３Ｄプローブ１０は患者体表に当接してあるいは体腔内に挿入して用いられる。３Ｄプローブ１０は、電子走査により二次元の走査面を形成する１Ｄアレイ振動子を機械走査することで、三次元空間内に超音波を走査する。なお、３Ｄプローブ１０は、振動子が二次元配列された２Ｄアレイ振動子を電子走査することで三次元空間内に超音波を走査するものでもよい。
【００１６】
送受信部１２は、３Ｄプローブ１０を制御して、対象組織である心臓を含む三次元空間内に超音波を送受波する。つまり、送受信部１２は送信ビームフォーマおよび受信ビームフォーマとして機能し、超音波ビームごとに得られるビームに沿った複数のサンプル点のエコーデータ（ラインデータ）を取得して三次元ラインデータメモリ１４へ記憶する。
【００１７】
本発明に係る超音波診断装置の診断対象は心臓に限定されないが、以下においては心臓を対象組織として説明する。一般に心臓の超音波診断では、心腔部を大きく映し出し、心腔部の周囲を心筋部が取り囲むような超音波画像を取得する。つまり、形成される超音波画像内の大半は、心筋部と心腔部で占められている。そこで、以下の説明では、心筋部と心腔部とからなる三次元の診断領域内に対して超音波が送受波されたものと仮定する。
【００１８】
三次元ラインデータメモリ１４内において、各ラインデータ（エコーデータ）は三次元空間内の座標値に対応したアドレスに記録されている。三次元空間内の座標は、超音波ビームのセクタ走査方式に適したｒθφ極座標系の座標値である。
【００１９】
対象領域抽出部１６は、三次元ラインデータ内から対象領域である心腔部のサンプル点を抽出する。一般に心腔部は心筋部に比べてエコーレベルが小さい。このため、対象領域抽出部１６は、二値化処理によって心腔部を抽出することができる。つまり、心筋部に相当するレベルよりも小さく、且つ、心腔部に相当するレベルよりも大きいレベルに閾値を設定することで、閾値に基づいて心筋部と心腔部を大別することができる。なお、対象領域抽出部１６は、単純な二値化処理のみではなく、例えば、特許文献３（特開２００４−１５９９９７号公報）に記載された、心腔部の一般的な形状である楕円体などの関心領域を利用して、心腔部の抽出を行ってもよい。
【００２０】
セレクタ１８は、送受信部１２から出力されるラインデータと、対象領域抽出部１６において心腔部が抽出されたラインデータを、選択的に変換部２０へ出力する。
【００２１】
変換部２０は、ラインデータをｒθφ極座標系からｘｙｚ直交座標系へ変換する。また、必要に応じて二次元表示のための画像処理、例えば、特開平１０−３３５３８号公報に詳述されるボリュームレンダリング法を利用した画像処理を実行して表示画像を形成する。また、三次元の診断領域内の任意の断面画像を形成してもよい。
【００２２】
変換部２０において形成された画像はモニタ２２に表示される。つまり、セレクタ１８において送受信部１２から出力されるラインデータが選択されていれば、送受信によって得られる元のデータに対応した画像が表示され、一方、セレクタ１８において対象領域抽出部１６から出力されるラインデータが選択されていれば、心腔部が抽出された画像が表示される。
【００２３】
本実施形態においては、対象領域抽出部１６で心腔部が抽出されると、その抽出結果を基に、体積演算ブロック３０において心腔部の体積がｒθφ極座標系で演算される。そこで、図２から図５を利用して、本実施形態における体積演算の原理について説明する。
【００２４】
図２は、三次元極座標系と三次元直交座標系との関係を説明するための図である。セクタ走査方式によって三次元空間内に超音波ビームが走査される場合、図２に示すｒθφ極座標系を利用すると超音波ビームの深さや方向を表現するのが容易である。つまり、超音波ビームの深さ方向をｒ、フレーム内で走査される超音波ビームの走査角度をθ、三次元空間内におけるフレームの回転角度をφとすると、超音波ビームの深さや方向の特定が容易になる。
【００２５】
本実施形態においては、３Ｄプローブ（図１の符号１０）に含まれる１Ｄアレイ振動子によって、超音波ビームがθ方向に電子走査される。これによりフレームが形成される。そして、１Ｄアレイ振動子が機械的に走査されてフレームがφ方向に回転される。こうして、三次元空間内に超音波ビームが走査される。
【００２６】
上述した特許文献２には、ｒθφ極座標系で得られたエコーデータ（ラインデータ）をｘｙｚ直交座標系に変換し、三次元空間を構成する複数のボクセルのデータ（ボクセルデータ）を利用する技術が開示されている。つまり、ｘｙｚ直交座標系の三次元空間を構成する複数のボクセルから、対象領域内の複数のボクセルを抽出し、抽出した対象領域内のボクセルの個数と１ボクセル分の体積とを乗じることにより、対象領域の正確な体積を演算する技術が開示されている。
【００２７】
ｘｙｚ直交座標系の場合には、各ボクセルが同じ大きさの立方体または直方体であると考えるため、対象となる領域のボクセル数をカウントし、１ボクセル分の体積を乗じることにより対象領域の体積を求めることができる。しかし、ｒθφ極座標系の場合には各サンプル点の形状が立方体や直方体でなく、また、その体積はサンプル点の位置によって変化してしまう。このため、本実施形態では、ｒθφ極座標系における各サンプル点の座標（位置）に基づいて各サンプル点の体積が求められる。
【００２８】
図３は、三次元極座標系における座標とその座標の微小体積を説明するための図である。図３（Ａ）に示すように、超音波ビームの走査原点（プローブ座標原点）Ｏから距離ｒの点Ｐにおいて、超音波の送波方向（深さ方向）にｄｒ、ビーム走査方向にｄθだけ変化させた場合にできる領域ＰＱＲＳの面積ｄｓは、ｄｒおよびｄθが微小な場合はｄｓ＝ｄｒ×ｒ・ｄθで表される。さらに、図３（Ｂ）に示すように、座標軸ｘを中心軸としてｄφｍ回転させた場合（フレームの回転に相当）、中心軸であるｘ軸からの距離はｒ・ｃｏｓθであるので、図３（Ｂ）の微小体積ｄｖは、ｄｖ＝ｄｒ×ｒ・ｄθ×ｒ・ｃｏｓθ・ｄφｍとなる。このように、微小体積は距離ｒとビーム走査方向θなどに依存する。なお、ビーム走査方向の変化分であるｄθはビームの間隔（ライン間隔）に相当し、フレームの回転方向の変化分であるｄφｍはフレーム間隔に相当する。
【００２９】
図３においては、フレームの回転軸であるｘ軸上に、超音波ビームの走査原点（プローブ座標原点）Ｏが存在していた。しかし、超音波ビームの走査原点とフレームの回転軸は一致しない場合も考えられる。一般に、腹部用プローブなどは電子方向の曲率半径とメカ方向の曲率半径が一致しないため、超音波ビームの走査原点とフレームの回転軸が一致しない場合が少なくない。本実施形態では、超音波ビームの走査原点とフレームの回転軸が一致しない場合を考慮して、以下に説明するように微小体積が求められる。
【００３０】
図４は、超音波ビームの走査原点とフレームの回転軸が一致しない場合の微小体積を説明するための図である。図４では、超音波ビームの走査原点Ｏとフレームの回転軸であるｘ軸が互いにずれている。走査原点Ｏとｘ軸との距離はａである。この場合、点Ｐのｘ軸からの距離は、（ｒ・ｃｏｓθ−ａ）であるので、微小体積ｄｖは、ｄｖ＝ｄｒ×ｒ・ｄθ×（ｒ・ｃｏｓθ−ａ）・ｄφｍとなる。
【００３１】
このように、三次元極座標系における微小体積、つまり、超音波ラインデータ上の各サンプル点の微小体積は、座標ｒ，θ、距離（電子走査とメカ走査の曲率半径のずれ）ａ、ライン間隔ｄθ，メカ方向（フレーム方向）の回転の角度増分ｄφｍ（フレーム間隔）の関数として求まる。但し、実際の１サンプル点ごとの体積は完全な直方体ではないため、上記の微小体積をｒθφ極座標系において積分したものが各サンプル点ごとの体積値となる。
【００３２】
図５は、各サンプル点の体積演算を説明するための図である。サンプル点の体積を算出する際には、サンプル点を中心点とした積分領域において微小体積ｄｖを積分する。つまり図５に示すように、サンプル点の座標が（ｒｎ，θＬ，φｍ）であり、サンプル点のｒ，θ，φ方向の各々の間隔がΔｒ，Δθ，Δφｍの場合、次式に示す積分計算によって、各サンプル点ごとの体積値ΔＶｎ，Ｌが算出される。
【００３３】
【数１】
0004709611.tif 000002
数１式を利用して、三次元空間内の全てのサンプル点の体積を求めて、体積値テーブルを作成することができる。ところが、通常、メカ方向の回転の角度増分つまりフレーム方向の回転の角度増分Δφｍは一定であり、角度増分Δφｍを定数と考えることができる。この場合、数１式におけるΔφｍが定数となり、各サンプル点ごとの体積値ΔＶｎ，Ｌは、フレームの回転方向の角度φｍに依存しない。したがって、１フレーム分の各サンプル点の体積のみを求めておくことにより、三次元空間内の全てのサンプル点の体積を知ることができる。
【００３４】
図１に戻り、体積演算ブロック３０は、上述した体積演算の原理を利用して、心腔部の体積をｒθφ極座標系で算出する。体積値テーブル演算部３２は、数１式を利用して、１フレーム分の全てのサンプル点の体積を算出して体積値テーブル３４に保存する。
【００３５】
対象領域抽出部１６において、三次元ラインデータ内から対象領域である心腔部のサンプル点が抽出されると、心腔部のサンプル点を値１とし、また、心腔部以外のサンプル点を値０とした二値データがゲート３６に供給される。また、ゲート３６には、各サンプル点の座標に基づいてそのサンプル点の体積値が体積値テーブル３４から読み出される。つまり、ライン上におけるサンプル点のサンプル番号ｎと、サンプル点が属するラインのフレーム内におけるライン番号Ｌとによって、体積値テーブル３４に保存された数１式の計算結果がゲート３６に供給される。
【００３６】
そして、対象領域抽出部１６の二値データをゲート信号として、加算器３７に各サンプル点の体積値が供給される。つまり、心腔部のサンプル点を示す値１の場合にのみ、そのサンプル点の体積値が加算器３７に供給される。加算器３７は、初期値をゼロとして、供給される心腔部のサンプル点の体積値を単純に累積加算してラッチ３８に出力する。これを１ボリューム分のデータに対して行うことにより、心腔部全体の体積値が算出される。算出された心腔部の体積は、モニタ２２に表示される。モニタ２２には、例えば、心腔部の体積値が数値で表示されてもよいし、時間的に変化する心腔部の体積変化がグラフで表示されてもよい。
【００３７】
図６は、体積値テーブル演算部３２の内部構成を説明するための機能ブロック図である。体積値テーブル演算部３２には、体積演算パラメータとして、各ライン上におけるサンプル点のサンプル間隔Δｒ、各ラインのサンプル開始点のプローブ原点からの距離（サンプル開始点）ｒ０、ライン間隔Δθ、各フレームの先頭ラインのビーム角度（先頭ライン角度）θ０、フレーム間隔Δφｍ、ビームの走査原点とフレーム回転軸とのずれである距離ａが供給される。
【００３８】
サンプル間隔Δｒとサンプル開始点ｒ０から、各ライン上に存在する複数のサンプル点のプローブ原点からの距離ｒｎが求められる。つまり、加算器５２においてサンプル間隔Δｒが次々に累積加算されてラッチ５４に供給され、さらに、その累積加算結果が加算器５６に供給される。加算器５６には、初期値としてサンプル開始点ｒ０が与えられており、サンプル開始点ｒ０にサンプル間隔Δｒの累積加算結果が加算される。その結果、ラッチ５８から、ライン上に存在する各サンプル点のプローブ原点からの距離ｒｎが次々に出力される。
【００３９】
また、ライン間隔Δθと先頭ライン角度θ０から、フレーム内における各ラインのビーム角度θＬが求められる。つまり、加算器６２においてライン間隔Δθが次々に累積加算されてラッチ６４に供給され、さらに、その累積加算結果が加算器６６に供給される。加算器６６には、初期値として先頭ライン角度θ０が与えられており、先頭ライン角度θ０にライン間隔Δθの累積加算結果が加算される。その結果、ラッチ６８から、フレーム内における各ラインのビーム角度θＬが次々に出力される。
【００４０】
そして、サンプル体積値演算部７０は、供給されるΔｒ，ｒｎ，Δθ，θＬ，Δφｍ，ａの各値から、数１式を利用して、１フレームを構成する複数のサンプル点の各々の体積値ΔＶｎ，Ｌを算出して体積値テーブル（図１の符号３４）に保存する。こうして、前述のとおり、対象領域抽出部１６から出力される二値データをゲート信号として、体積値テーブル３４に保存されたサンプル点の体積値ΔＶｎ，Ｌが累積加算されて、心腔部全体の体積値が算出される。
【００４１】
以上、本発明の好適な実施形態を説明したが、上述した実施形態では、ｒθφ極座標系における各サンプル点の座標に基づいて各サンプル点の体積が求められるため、ｒθφ極座標系から対象領域の体積を算出する際に正確な算出が可能になる。しかも、直交座標系へのデータの変換を行うことなく、ｒθφ極座標系から直接的に対象領域の体積を求めることができるため、対象領域の体積をリアルタイムに計測することが可能になる。また、電子走査とメカ走査の曲率半径のずれ（距離ａ）が存在する場合においても、正確な体積演算が可能になる。
【００４２】
なお、上述した実施形態は、あらゆる点で単なる例示にすぎず、本発明の範囲を限定するものではない。
【図面の簡単な説明】
【００４３】
【図１】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２】三次元極座標系と三次元直交座標系との関係を説明するための図である。
【図３】三次元極座標系における座標とその座標の微小体積を説明するための図である。
【図４】超音波ビームの走査原点とフレームの回転軸が一致しない場合の微小体積を説明するための図である。
【図５】各サンプル点の体積演算を説明するための図である。
【図６】体積値テーブル演算部の内部構成を説明するための機能ブロック図である。
【符号の説明】
【００４４】
１４  三次元ラインデータメモリ、１６  対象領域抽出部、３０  体積演算ブロック、３２  体積値テーブル演算部、３４  体積値テーブル。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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