(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
超音波ビームを主走査方向及び副走査方向に走査しつつ送信パルスを出力し、被検体内からの反射信号を収集する超音波プローブと、
心拍の周期ごとに出力されるトリガ信号を外部から入力し、前記被検体の所望の診断領域を所定数に分割した分割領域の夫々に対して、前記トリガ信号から次のトリガ信号までの間、前記超音波ビームを複数回繰り返し走査させると共に、前記送信パルスのパルス繰り返し周期の制御によって前記繰り返し走査周期を制御する走査制御部と、
前記分割領域毎の繰り返し走査によって取得されるデータを前記繰り返し走査の順序に基づいて対応付けてつなぎ合わせ前記診断領域全体の画像を生成する画像生成部と、
を備え、
前記走査制御部は、
前記繰り返し走査周期のほぼ整数倍が前記心拍の周期となるよう、前記パルス繰り返し周期を決定して制御する、
ことを特徴とする超音波診断装置。
【請求項２】
前記走査制御部は、
前記パルス繰り返し周期が前記繰り返し走査周期内に均一に配分されるように、前記パルス繰り返し周期を決定して制御する、
ことを特徴とする請求項１に記載の超音波診断装置。
【請求項３】
前記走査制御部は、
前記被検体の診断対象の深さから予め設定されたパルス繰り返し周期初期値を保有し、
前記パルス繰り返し周期は前記パルス繰り返し周期初期値と同一又は長くなるように決定される、
ことを特徴とする請求項２に記載の超音波診断装置。
【請求項４】
超音波ビームを主走査方向及び副走査方向に走査しつつ送信パルスを出力し、被検体内からの反射信号を収集する超音波プローブと、
心拍の周期ごとに出力されるトリガ信号を外部から入力し、前記被検体の所望の診断領域を所定数に分割した分割領域の夫々に対して、前記トリガ信号から次のトリガ信号までの間、前記超音波ビームを複数回繰り返し走査させると共に、前記送信パルスのパルス繰り返し周期の制御によって前記繰り返し走査周期を制御する走査制御部と、
前記分割領域毎の繰り返し走査によって取得されるデータを前記繰り返し走査の順序に基づいて対応付けてつなぎ合わせ前記診断領域全体の画像を生成する画像生成部と、
を備え、
前記走査制御部は、
前記被検体の診断対象の深さから予め設定されたパルス繰り返し周期初期値を保有し、
前記パルス繰り返し周期初期値によって求められる繰り返し走査周期の整数倍が前記心拍の周期とならない場合は、前記繰り返し走査周期の一部に調整用送信パルスを設け、前記繰り返し走査周期のほぼ整数倍が前記心拍の周期となるように前記調整用送信パルスのパルス繰り返し周期を決定する、
ことを特徴とする超音波診断装置。
【請求項５】
前記調整用送信パルスは、前記繰り返し走査周期の最後の位置に１つ設けられる送信パルスである、
ことを特徴とする請求項４に記載の超音波診断装置。
【請求項６】
前記決定されたパルス繰り返し周期に基づく制御をユーザの操作によって開始することができる操作部と、
前記決定されたパルス繰り返し周期に基づいて求められる診断用パラメータを表示することができる表示部と、
を備えたことを特徴とする請求項１に記載の超音波診断装置。
【請求項７】
前記診断用パラメータは、前記繰り返し走査周期又は繰り返し走査レート、前記分割領域内の繰り返し走査数、前記診断領域の広さ、前記診断領域の深さ、及びデータ収集不能時間の少なくとも１つを含む、
ことを特徴とする請求項６に記載の超音波診断装置。
【請求項８】
（ａ）超音波ビームを主走査方向及び副走査方向に走査しつつ送信パルスを出力し、被検体内からの反射信号を収集し、
（ｂ）心拍の周期ごとに出力されるトリガ信号を外部から入力し、前記被検体の所望の診断領域を所定数に分割した分割領域の夫々に対して、前記トリガ信号から次のトリガ信号までの間、前記超音波ビームを複数回繰り返し走査させると共に、前記送信パルスのパルス繰り返し周期の制御によって前記繰り返し走査周期を制御し、
（ｃ）前記分割領域毎の繰り返し走査によって取得されるデータを前記繰り返し走査の順序に基づいて対応付けてつなぎ合わせ前記診断領域全体の画像を生成する、
ステップを備え、
ステップ（ｂ）では、
前記繰り返し走査周期のほぼ整数倍が前記心拍の周期となるよう、前記パルス繰り返し周期を決定して制御する、
ことを特徴とする超音波診断装置の制御方法。
【請求項９】
ステップ（ｂ）では、
前記パルス繰り返し周期が前記繰り返し走査周期内に均一に配分されるように、前記パルス繰り返し周期を決定して制御する、
ことを特徴とする請求項８に記載の超音波診断装置の制御方法。
【請求項１０】
ステップ（ｂ）では、
前記被検体の診断対象の深さから予め設定されたパルス繰り返し周期初期値を保有し、
前記パルス繰り返し周期を前記パルス繰り返し周期初期値と同一又は長くなるように決定する、
ことを特徴とする請求項９に記載の超音波診断装置の制御方法。
【請求項１１】
（ａ）超音波ビームを主走査方向及び副走査方向に走査しつつ送信パルスを出力し、被検体内からの反射信号を収集し、
（ｂ）心拍の周期ごとに出力されるトリガ信号を外部から入力し、前記被検体の所望の診断領域を所定数に分割した分割領域の夫々に対して、前記トリガ信号から次のトリガ信号までの間、前記超音波ビームを複数回繰り返し走査させると共に、前記送信パルスのパルス繰り返し周期の制御によって前記繰り返し走査周期を制御し、
（ｃ）前記分割領域毎の繰り返し走査によって取得されるデータを前記繰り返し走査の順序に基づいて対応付けてつなぎ合わせ前記診断領域全体の画像を生成する、
ステップを備え、
ステップ（ｂ）では、
前記被検体の診断対象の深さから予め設定されたパルス繰り返し周期初期値を保有し、
前記パルス繰り返し周期初期値によって求められる繰り返し走査周期の整数倍が前記心拍の周期とならない場合は、前記繰り返し走査周期の一部に調整用送信パルスを設け、前記繰り返し走査周期のほぼ整数倍が前記心拍の周期となるように前記調整用送信パルスのパルス繰り返し周期を決定する、
ことを特徴とする超音波診断装置の制御方法。
【請求項１２】
前記調整用送信パルスは、前記繰り返し走査周期の最後の位置に１つ設けられる送信パルスである、
ことを特徴とする請求項１１に記載の超音波診断装置の制御方法。
【請求項１３】
前記決定されたパルス繰り返し周期に基づく制御をユーザからの操作によって開始し、
前記決定されたパルス繰り返し周期に基づいて求められる診断用パラメータを表示する、
ステップをさらに備えたことを特徴とする請求項８に記載の超音波診断装置の制御方法。
【請求項１４】
前記診断用パラメータは、前記繰り返し走査周期又は繰り返し走査レート、前記分割領域内の繰り返し走査数、前記診断領域の広さ、前記診断領域の深さ、及びデータ収集不能時間の少なくとも１つを含む、
ことを特徴とする請求項１３に記載の超音波診断装置の制御方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、超音波診断装置、及びその制御方法に係り、特に、心電信号等から生成されるトリガ信号を用いて被検体内を超音波で３次元走査を行う超音波診断装置、及びその制御方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
近年、３次元画像を動画として表示することが可能な超音波診断装置の開発が急速に進められてきており、従来の２次元画像に比べると高分解能でかつ広範囲の診断画像を表示することが可能となってきている。
【０００３】
しかしながら、超音波診断装置は生体内を伝播する超音波を利用して診断画像を生成するため、超音波パルスの送信後、生体内からの反射波が受信されるまでの時間は３次元超音波診断装置であっても２次元超音波診断装置と基本的には同じである。従って、生体内の３次元空間範囲を高い分解能で走査しようとすると、走査ビームのビームポジション数は多くなり、所定範囲の走査に要する時間は２次元超音波診断装置よりも３次元超音波診断装置の方が一般的には長くなる。つまり、同じ空間分解能を仮定すると、３次元超音波装置で得られる３次元画像のフレームレート（３次元画像の更新周波数）は２次元超音波診断装置で得られる２次元画像のフレームレートに比べると原理的には低くなる。
【０００４】
この問題を解決するため従来から種々の手法が検討されていきている（特許文献１、特許文献２等）。基本的な考え方は、診断対象となる全範囲（以下、フルボリュームという）を複数の小領域（以下、サブボリュームという）に分割し、サブボリュームの３次元空間を高いフレームレートで走査した画像データをつなぎ合わせてフルボリュームの３次元画像を得るというものである。この方法では、サブボリュームの観測時刻はサブボリューム毎に異なるため、サブボリュームのつなぎ合わせに関しては空間的な連続性を確保することが重要となる。
【０００５】
一方、診断部位によっては、呼吸や心臓の鼓動によってその診断対象部位は変動する。このため、例えば特許文献１等には、心臓の動きに同期してサブボリューム内の複数の画像データを取得する技術が開示されている。特許文献１等が開示する技術は、心臓の３次元画像を動画としてリアルタイムで生成する技術に関するものであり、概略次のような技術である。
【０００６】
心臓の動きに同期した信号として、心電図の信号、即ちＥＣＧ（ElectroCardioGram）信号を用いている。より具体的には、心臓の拡張末期に発生するＲ波信号をＥＣＧトリガ信号として用いている。
【０００７】
観測したい心臓の３次元領域全体（フルボリューム）を４つのサブボリュームに分割し、サブボリューム毎に上記のＥＣＧトリガ信号に同期したタイミングで１心拍分の画像データを収集する。この１心拍分の画像データは複数のフレーム画像からなるものである。例えば、１心拍あたり（ＥＣＧトリガ信号の１周期あたり）同一のサブボリュームを２０回繰り返し走査することにより、同一のサブボリュームで２０枚のフレーム画像が収集される。この場合、心拍の周期を仮に１秒とすると、サブボリューム毎に得られる画像データのフレームレートは２０fps(frames per second)となり、心臓の動きを動画として捉えるのにほぼ十分な値となる。
【０００８】
一方、各サブボリュームで得られる画像データをつなぎ合わせてフルボリュームの画像データを合成する際には、サブボリュームで得られる複数のフレーム画像の中から同じ「時相」のフレーム画像を夫々のサブボリュームから抽出してつなぎ合わせてフルボリュームのフレーム画像を生成する。ここで、「時相」とは、ＥＣＧトリガ信号の発生時刻を基準とした遅延量のことである。通常心臓の収縮や拡張の動きはＥＣＧトリガ信号に同期して周期性をもった動きとなる。従って、同じ「時相」のフレーム画像を夫々のサブボリュームから抽出しこれらをつなぎ合わせればサブボリューム間の空間的連続性はほぼ確保される。実際には、ＥＣＧトリガ信号に近い方から繰り返し走査の順に「時相番号」を割り付け、同じ「時相番号」の走査から得られたフレーム画像をつなぎ合わせてフルボリュームの画像を合成する。例えば、フルボリュームを４つのサブボリュームＡ、Ｂ、Ｃ、及びＤに分割し、各サブボリュームの繰り返し走査が２０回行われる場合は、「時相番号０」から「時相番号１９」までの２０枚のフレーム画像がサブボリューム毎に得られる。そして、同じ「時相番号」のフレーム画像をサブボリュームＡ、Ｂ、Ｃ、及びＤから抽出しつなぎ合わせることにより、その「時相番号」に対応するフルボリュームの画像が合成される。このつなぎ合わせは「時相番号」毎に行われ、「時相番号０」から「時相番号１９」までのフルボリューム画像が合成される。この結果、つなぎ合わされたフルボリュームのフレーム画像の数もＥＣＧトリガ信号あたり例えば２０枚となり、フルボリューム画像のフレームレートは、サブボリュームのフレームレートと同じ値となる。即ち、例えば２０fpsのフレームレートを有するフルボリュームの動画を生成することができる。
【特許文献１】米国特許第６，５４４，１７５号明細書
【特許文献２】特開２００７−２０９０８号公報
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００９】
上述したように、特許文献１等が開示する従来技術では、ＥＣＧトリガ信号毎に１つのサブボリューム内を複数回繰り返し走査している。この繰り返し走査では、通常送信パルス毎に超音波ビームの送信方向を変化させながらサブボリューム内を走査している。このため、一般に、各繰り返し走査に要する時間（以下、繰り返し走査周期という。この逆数が前述したサブボリュームのフレームレートに相当する）は送信パルスのパルス繰返し周期と送信超音波ビームのビームポジション数の積によって定まる。
【００１０】
このうち、パルス繰返し周期は診断対象部位の最大診断距離（診断対象部位の深さ）によって制約される。パルス繰返し周期が短すぎると診断可能な部位の深さが小さくなる。逆にパルス繰り返し周期が長すぎると、サブボリューム当りの繰り返し走査周期が長くなるためフレームレートが低下し、動画としての時間分解能が粗くなってしまう。
【００１１】
このため、通常は、最大診断距離を満足する範囲でなるべく高いフレームレートが得られるようなパルス繰り返し周期を予め固定値として設定しておき、設定したパルス繰り返し周期毎に送信ビームの位置を更新している。
【００１２】
他方、サブボリューム内の送信ビームポジション数は、サブボリュームの広さ、即ちサブボリュームの走査範囲によって定まる。分割数が一定であるとするとサブボリュームの広さはフルボリュームの広さによって定まるため、送信ビームポジション数はフルボリュームの広さ、つまり診断対象部位の広さによってほぼ定まるということができる。
【００１３】
このように診断対象部位の深さと広さとからパルス繰り返し周期と送信ビームポジション数とが夫々決定され、その結果上記の繰り返し走査周期が定まる。診断対象部位の深さと広さとが同一であれば繰り返し走査周期も一定の固定値とすることができるため、従来は予め設定された固定の繰り返し走査周期が用いられていた。
【００１４】
ところで、前述したようにサブボリュームの繰り返し走査は、ＥＣＧトリガ信号によって開始され、次のＥＣＧトリガ信号が到来するまで同じサブボリュームを繰り返し走査する。次のＥＣＧトリガ信号が到来すると隣のサブボリュームに移動し、そのサブボリュームでの繰り返し走査が開始される。
【００１５】
このため、ＥＣＧトリガ信号の間隔、即ち心拍周期が予め設定された固定の繰り返し走査周期の整数倍でない場合は、ＥＣＧトリガ信号到来直前の最後の繰り返し走査は途中で中断されることになる。この結果、最後の繰り返し走査での取得データは完全な画像として利用することができず、無駄なデータとして破棄せざるを得なかった。この場合、取得データの利用効率が低下するばかりでなく、ＥＣＧトリガ信号直前の状態の心臓画像が得られないことになり、画像診断を行う上でも改善が望まれるところである。
【００１６】
本発明は上記事情に鑑みてなされたものであり、ＥＣＧトリガ信号直前の繰り返し走査に対して走査の途中で中断されることを防止し、取得データの利用効率を高めると共にＥＣＧトリガ信号直前の画像も生成することができる超音波診断装置、及びその制御方法を提供することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【００１７】
上記課題を解決するため、本発明に係る超音波診断装置は、超音波ビームを主走査方向及び副走査方向に走査しつつ送信パルスを出力し、被検体内からの反射信号を収集する超音波プローブと、心拍の周期ごとに出力されるトリガ信号を外部から入力し、前記被検体の所望の診断領域を所定数に分割した分割領域の夫々に対して、前記トリガ信号から次のトリガ信号までの間、前記超音波ビームを複数回繰り返し走査させると共に、前記送信パルスのパルス繰り返し周期の制御によって前記繰り返し走査周期を制御する走査制御部と、前記分割領域毎の繰り返し走査によって取得されるデータを前記繰り返し走査の順序に基づいて対応付けてつなぎ合わせ前記診断領域全体の画像を生成する画像生成部と、を備え、前記走査制御部は、前記繰り返し走査周期のほぼ整数倍が前記心拍の周期となるよう、前記パルス繰り返し周期を決定して制御する、ことを特徴とする。
【発明の効果】
【００１９】
本発明に係る超音波診断装置、及びその制御方法によれば、ＥＣＧトリガ信号直前の繰り返し走査に対して走査の途中で中断されることを防止し、取得データの利用効率を高めると共にＥＣＧトリガ信号直前の画像も生成することができる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００２０】
本発明に係る超音波診断装置、及びその制御方法の実施形態について添付図面を参照して説明する。
【００２１】
（１）全般及び構成
図１は、本実施形態に係る超音波診断装置１による超音波ビームの走査状況を模式的に示す図である。超音波診断装置１は、複数の超音波振動子１１が２次元配列された超音波プローブ１０によって細い超音波ビームを形成している。この超音波ビームを被検体の所望の診断領域にむけて放射し、診断領域の範囲を主走査方向及び副走査方向に電子的に走査している。診断領域の反射信号からは、主走査方向、副走査方向、及び距離方向の３次元情報が得られる。
【００２２】
超音波振動子が１次元に配列されている従来の１次元超音波プローブの走査範囲が平面状の範囲となるのに対して、本実施形態のような２次元超音波プローブ１０の走査範囲は３次元の立体範囲となる。また、細いビーム幅の超音波ビームを走査しているため、より広い範囲の診断領域から高い分解能の３次元情報を取得することが可能となる。取得された３次元情報から任意の方向から見た３次元画像や、任意の断面で切り取った断面画像を生成することができる。
【００２３】
一方、超音波ビームを主走査方向と副走査方向に走査しているため、診断領域全体（フルボリューム）を走査するビームポジション数は平面状の走査範囲に対して非常に増加する。この結果、単純にフルボリュームの範囲を端から端まで順に走査すると、フルボリュームを１回走査する時間は増加する。このため、フルボリューム画像のフレームレートは低くなる。
【００２４】
そこで、前述したように、本実施形態に係る超音波診断装置１では、フルボリュームを複数の（例えば４つの）サブボリュームに分割し、夫々のサブボリュームを高いフレームレート（例えば２０ｆｐｓ）で走査し、夫々のサブボリュームから得られたフレーム画像を合わせてつなぎ合わせ、フルボリュームのフレーム画像を合成する方法を採用している。フルボリューム画像のフレームレートもサブボリュームのフレームレートと同じ高いフレームレート（例えば２０ｆｐｓ）が実現できるため、心臓のような動きのある診断領域に対してもリアルタイムで３次元の動画を生成することが可能となる。
【００２５】
図２は、超音波診断装置１の構成例を示すブロック図である。超音波診断装置１は、例えば、超音波プローブ１０、送受信部２０、信号処理部３０、画像生成部４０、表示部５０、システム制御部６０、走査制御部７０、操作部８０等を備えて構成されている。
【００２６】
超音波プローブ１０は、格子状に配列された複数の超音波振動子１１を具備しており、送受信部２０の送信部２１から出力される送信パルス信号に基づいて超音波パルスを生成し、被検体に向けて送信する。また、被検体から反射されてきた超音波反射信号を電気信号に変換し、送受信部２０の受信部２２に出力する。さらに、走査制御部７０から出力されるビーム走査制御信号に基づいて超音波ビームを主走査方向及び副走査方向に走査する。
【００２７】
送受信部２０の送信部２１では、走査制御部７０で生成されるタイミング信号等に基づいて各超音波振動子１１に供給する送信パルスを生成する。また、同じく走査制御部７０で生成されたビーム走査制御信号に基づいて送信用の超音波ビームの走査方向を定めるために各送信パルスの遅延量等を設定する。
【００２８】
送受信部２０の受信部２２では、各超音波振動子１１から出力される被検体からの反射信号を増幅しアナログ信号からデジタル信号に変換する。また、走査制御部７０で生成されたとビーム走査制御信号に基づき、受信用の超音波ビームの走査方向を決定するための遅延量を各超音波振動子１１の反射信号に設定したのち加算し、加算された信号をビーム形成された反射信号として信号処理部３０に出力する。
【００２９】
信号処理部３０では、受信部２２から出力された反射信号に対してフィルタリング処理等の信号処理を施し、画像生成部４０に出力する。
【００３０】
画像生成部４０では、ビーム走査位置に対応させて反射信号から３次元画像データを生成する。特に本実施形態に係る超音波診断装置１では、サブボリューム毎に画像データを生成し、各サブボリューム画像からフルボリュームの３次元画像データを合成する処理を行っている。この合成処理は走査制御部７０の動作と連携した処理であり、細部については後述する。
【００３１】
画像生成部４０では、合成されたフルボリュームの３次元画像データに対してレンダリング処理等を行い、任意の角度から眺めた３次元画像や、任意の面で切断した断面画像等を生成し表示部７０に出力する。３次元画像データは、例えば２０ｆｐｓのフレームタイム毎に更新される動画を提供することが可能である。診断中に動画をリアルタイムで表示部７０に出力することが可能であるが、画像データを一旦適宜のメモリに保存し、診断後にオフラインで動画を出力したり、動画の一部を切り出して静止画を出力したりすることも可能である。
【００３２】
表示部７０は、例えば液晶ディスプレイ装置等で構成される表示デバイスであり、画像生成部４０から出力される画像や各種の診断用パラメータを表示する。
【００３３】
操作部８０は、所謂マンマシンインターフェースであり、超音波診断装置１に対して各種の診断モードや診断モードに付随する各種のパラメータを設定することができる。本実施形態に係る超音波診断装置１は、ＥＣＧトリガ信号に基づいて鼓動する心臓の動きを３次元の動画画像として表示することができる診断モード（以下、トリガード３次元診断モードという）を特徴とするものであるが、この他従来からある２次元診断モードでも動作可能である。これらの診断モードの設定や切り替えは操作部８０を介して行われる。
【００３４】
システム制御部６０では、操作部８０で設定された診断モードや各種パラメータに基づいて、超音波診断装置１の全体の制御を行っている。
【００３５】
走査制御部７０では、診断モードに応じた超音波ビームのビームマネージメントと送受信のタイムマネージメントを行っている。特に、トリガード３次元診断モードでは、心電計１００から出力されるＥＣＧ信号（Ｒ波）からＥＣＧトリガ信号（トリガ信号）を生成し、このトリガ信号に同期させてサブボリューム毎のビーム走査位置（主走査方向及び副走査方向）やサブボリューム内の繰り返し走査に関する諸元を決定し、送受信部２０や画像生成部４０に出力している。また、超音波ビームの送信パルス繰り返し周波数（ｐｒｆ：pulse  repetition  frequency）等の送信パルス諸元を決定し、送信パルス諸元に基づく各種タイミング信号も走査制御部７０で生成している。
【００３６】
（２）トリガード３次元診断モードの動作
上記のように構成された超音波診断装置１の動作、特にトリガード３次元診断モードの動作について説明する。
【００３７】
図３は、トリガード３次元診断モードの動作原理を説明する図であり、例えば特許文献１等に開示されている技術である。トリガード３次元診断モードは、主に心臓を診断対象とするものであり、鼓動によって変化する心臓の動きを３次元の動画画像として表示する診断モードである。トリガード３次元診断モードでは、患者の心臓の鼓動に応じて変化する心電図信号（ＥＣＧ信号）を心電計１００から入力し、ＥＣＧトリガ信号と呼ばれるパルス信号を生成する。ＥＣＧ信号としては、心臓の拡張末期近傍で出力されるパルス状のＲ波の信号（図３（ａ）参照）が多く用いられている。このＥＣＧ信号を走査制御部７０に入力し、適宜の閾値を適用してＥＣＧトリガ信号を生成する（図３（ｂ）参照）。ＥＣＧトリガ信号は鼓動に同期した信号であり、心拍が１秒間に６０回の場合ＥＣＧトリガ信号の周期は１秒となる。
【００３８】
トリガード３次元診断モードでは、診断領域の全体（フルボリューム）を複数のサブボリューム（分割領域）に分割し、各サブボリュームをＥＣＧトリガ信号毎に走査している。例えば、図３（ｆ）に例示したように、フルボリュームを４つのサブボリュームＡ、Ｂ、Ｃ、及びＤに分割する。そして、ＥＣＧトリガ信号のトリガ０、１、２、３の入力に応じてサブボリュームＡ、Ｂ、Ｃ、及びＤの順に走査していく。
【００３９】
このとき、各サブボリュームに対して１回だけ走査するのではなく、複数回（Ｎ回）繰り返して走査を行う。図３は、４回（Ｎ＝４）の繰り返し走査を行っている例を示している。各サブボリュームに対する１回の走査時間Ｔは後述するように動画のフレーム時間（フレームレートの逆数）に対応することになるため、滑らかな動きの動画を得るためには例えば５０ms（＝１／２０fps）前後、或いはそれ以下が好ましい。ＥＣＧトリガ信号の周期を１秒、また１回の走査時間を上記の５０msと仮定すると、サブボリューム毎の繰り返し走査数Ｎは２０となる。図３は、説明の便宜上、サブボリューム毎の繰り返し走査数Ｎを４とした場合の例を示している。
【００４０】
同じサブボリュームを繰り返し走査している場合であっても、心臓は周期的に鼓動しているため、ＥＣＧトリガからの遅延時間、即ち時相が異なれば各繰り返し走査から生成される画像データは異なったものとなる。
【００４１】
図３（ｃ）に示す時相番号は、時相を１回の走査時間の単位で区分し、ＥＣＧトリガ信号に近い方から「０」、「１」、「２」、「３」と番号付けしたものである。図３（ｄ）は、この時相番号「０」、「１」、「２」、及び「３」と、サブボリュームＡ、Ｂ、Ｃ、及びＤとを「Ａ０」〜「Ａ３」、「Ｂ０」〜「Ｂ３」、「Ｃ０」〜「Ｃ３」、「Ｄ０」〜「Ｄ３」のように関連付けて超音波ビームの走査順序を時系列に並べたものである。
【００４２】
信号処理部３０からは、信号処理された被検体からの反射信号がこの走査順序に応じてリアルタイムで画像生成部４０に出力される。
【００４３】
図３（ｅ）は、画像生成部４０で行われるフルボリュームの合成方法を示す図である。画像生成部４０では、時相番号で識別された各サブボリュームのデータから同じ時相番号のデータを抽出し、サブボリュームＡ、Ｂ、Ｃ、及びＤでつなぎ合わせて合成する。同じ時相番号のサブボリュームデータであっても、実際にはそれらが取得された時刻はＥＣＧトリガ信号の周期分ずつ夫々異なっている。しかしながら、心臓の形状の変化はＥＣＧトリガ信号の周期と同じ周期性を有していると考えられるため、同じ時相番号のサブボリュームをつなぎ合わせて得られるフルボリューム画像の空間的な連続性はほぼ確保されることになる。
【００４４】
時相番号０に対応するサブボリューム「Ｄ０」のデータが取得された時刻には、既にサブボリューム「Ａ０」、「Ｂ０」、「Ｃ０」のデータは取得済みであり、この段階で時相番号０に対応するフルボリュームの画像が生成される。
【００４５】
次に、時相番号１に対応するサブボリューム「Ｄ１」のデータが取得された時刻には、既にサブボリューム「Ａ１」、「Ｂ１」、「Ｃ１」のデータは取得済みであり、時相番号１に対応するフルボリュームの画像が生成される。以下同様にして、時相番号２及び３のフルボリュームの画像がされる。
【００４６】
サブボリュームＤの走査「Ｄ３」が終了すると、サブボリュームＡに戻って走査が行われる。このとき、最初に得られる走査データ「Ａ０」は、１つ前に生成されていた時相番号０のフルボリュームデータの「Ａ０」と置換され、新たな時相番号０のフルボリューム画像が更新されることになる。
【００４７】
このように、フルボリューム画像は、サブボリューム毎の１回の走査時間（以下、繰り返し走査周期ＴSVという）の単位で生成され、或いは更新されることになる。
【００４８】
このことは、フルボリューム全体の走査時間が実際には長くても、あたかもサブボリューム１回の走査時間でフルボリューム全体を走査したかのごとく見せることができることを意味している。つまり、サブボリューム画像のフレームレートとフルボリューム画像のフレームレートとを擬似的に同一にすることができることを意味している。
【００４９】
例えば、通常の方法ではフルボリューム画像のフレームレートが走査時間の制約から５ｆｐｓしか達成できないとする。この場合であっても、フルボリュームを４つのサブボリュームに分割することにより、各サブボリュームの走査時間はフルボリュームの１／４となり、サブボリューム画像のフレームレートとしては４倍の２０ｆｐｓが得られる。トリガード３次元診断モードでは、サブボリューム画像のフレームレートがそのままフルボリューム画像のフレームレートとなるため、通常の方法に比べると４倍も高いフレームレートが得られることになる。
【００５０】
このように、トリガード３次元診断モードは広い３次元診断領域に対しても高い分解能の画像が高いフレームレートで得られるため、心臓のような動きのある診断対象に対してもリアルタイムの動画を生成することが可能である。
【００５１】
しかしながら、前述したように、従来のトリガード３次元診断モードでは、予め設定された固定の繰り返し走査周期が用いられていた。このため、ＥＣＧトリガ信号の間隔、即ち心拍周期ＴECGが予め設定された固定の繰り返し走査周期の整数倍でない場合は、ＥＣＧトリガ信号到来直前の最後の繰り返し走査は途中で中断されることになる。
【００５２】
図４はこの問題点を具体的に説明する図である。図４（ａ）は、ＥＣＧトリガ信号を示しており、ＥＣＧトリガ信号の周期が心拍周期ＴECGである。図４（ｂ）は、サブボリュームＡを繰り返し走査する状況を示す図である。この例では、サブボリュームＡを固定的な周期ＴSV0（以下、この周期を繰り返し走査周期（初期値）ＴSV0という）で、２０回（時相番号０から時相番号１９まで）繰り返し走査を行おうとしている図である。
【００５３】
しかしながら、心拍周期ＴECGは繰り返し走査周期（初期値）ＴSV0の整数倍になるとは限らない。このため、最後の繰り返し走査（時相番号１９）の走査が終了する前に、余り時間ＴＲを残して次のＥＣＧトリガ信号（トリガ１）が到来する。ＥＣＧトリガ信号（トリガ１）の到来によってサブボリュームＡの走査は打ち切られ、次のサブボリュームＢの走査に移行する（図４（ｃ）参照）。この結果、時相番号１９のデータは不完全なものとなり、フルボリュームの画像合成に使用することができなくなる。
【００５４】
そこで、本実施形態に係る超音波診断装置１では、繰り返し走査の周期を固定的なものではなく変更可能な繰り返し走査周期ＴSVとしている。そして繰り返し走査周期ＴSVの整数倍が心拍周期ＴECGとなるように繰り返し走査周期ＴSVを求め、繰り返し走査周期（初期値）ＴSV0に換えて求めた繰り返し走査周期ＴSVによってトリガード３次元診断モードを行うように構成している。
【００５５】
図５は、この基本的な考え方を説明する図であり、図５（ｂ）が変更前の繰り返し走査周期（初期値）ＴSV0に基づく走査であり、図５（ｃ）が変更後の繰り返し走査周期ＴSVに基づく走査を表している。
【００５６】
変更後の走査では、繰り返し走査周期ＴSVの整数倍が心拍周期ＴECGとなるため、時相番号０から最後の時相番号１８までの繰り返し走査が欠けることなく行われている。このため、トリガ１の直前の期間の心臓の動きに関するデータも取りこぼすことなく取得することができる。以下、繰り返し走査周期の変更方法について具体的に説明する。
【００５７】
（３）繰り返し走査周期の変更方法（第１の方法）
図６は、繰り返し走査周期の変更方法（第１の方法）の処理例を示すフローチャートであり、図８はその説明図である。これらの処理は主に走査制御部７０にて行われる。第１の方法では、繰り返し走査周期ＴSVの内部を構成する送信パルスのパルス繰り返し周期ＴＰを総て均一に変更することによって繰り返し走査周期ＴSVの変更を行っている。ここで、パルス繰り返し周期ＴＰとは、パルス繰り返し周波数ＰＲＦ（Pulse  Repetition  Frequency）の逆数のことである。
【００５８】
本実施形態に係る超音波診断装置１では、トリガード３次元診断モードに入る前に予備走査モードと呼ばれる面走査（２次元走査）を行っている（ステップＳＴ１）。
【００５９】
図７（ａ）は、予備走査モードの一例を説明する図である。予備走査モードでは、互いに直行する２つの面を超音波ビームで交互に走査し、夫々の走査面から得られる２枚画像データを表示部５０に並べて表示させる。予備走査モードの主な目的は超音波プローブ１０の位置決めであり、これから行おうとしているトリガード３次元診断モードの診断対象部位に対して超音波プローブ１０の位置が適切であるかどうかを予備走査モードで得られる２枚の画像から判断しようというものである。予備走査モードは２面の走査であるためトリガード３次元診断モード（立体走査）に比べると全範囲の走査時間は非常に短く、高いフレームレートが得られるため、超音波プローブ１０を移動させながら診断対象部位を探すのに適している。
【００６０】
予備走査モードでは、ＥＣＧトリガ信号も合わせて入力され（図６のステップＳＴ５）、ＥＣＧトリガ信号の周期（心拍周期ＴECG’）が検出される（ステップＳＴ６）。求めた心拍周期ＴECG’に対して係数Ｋ（Ｋ≦１）を乗じ、繰り返し走査周期ＴSV等のパラメータ変更のためのＥＣＧトリガ周期（参照値）ＴECG（トリガ信号の周期に基づく参照値）を求める（ステップＳＴ７）。係数Ｋは心拍数の変動を見込んだマージン係数として例えば０．９程度の値がとられることが多いが、本実施形態の説明上はＫ＝１としても支障ないため、以下の説明ではＫ＝１として、即ち心拍周期ＴECG’とＥＣＧトリガ周期（参照値）ＴECGとを区別せずに単に心拍周期ＴECGとして表現するものとする。
【００６１】
他方、予備走査モード中にトリガード３次元診断モードへのモード遷移指示が操作部８０から入力されると（ステップＳＴ２）、適宜のメモリから初期値の読み込みが行われる（ステップＳＴ３）。読み込まれる初期値は、例えば、パルス繰り返し周期（初期値）ＴＰ０（或いは初期ＰＲＦ０）や、送信ビームポジション数ＮＢ等である。
【００６２】
パルス繰り返し周期（初期値）Ｔ０は、診断対象部位の深さから予め設定されている初期値であり、例えば区切りの良い数値として、ＴＰ０＝200μｓ（ＰＲＦ０＝５０００Hz）として設定されている。
【００６３】
一方、送信ビームポジション数ＮＢは診断対象部位の広さから予め設定されている値であり、例えば、ＮＢ＝２６１（主走査方向（AZ方向）２９本、副走査方向（EL方向）９本）として予め設定されている。
【００６４】
次に、繰り返し走査周期初期値ＴSV0、及びこの逆数の繰り返し走査レートを算出する（ステップＳＴ４）。繰り返し走査レートは実質的に動画のフレームレートとなる値であり、以下繰り返し走査周期初期値ＴSVの逆数をフレームレートＦＲSVと呼び、その初期値をフレームレート（初期値）ＦＲSV0と呼ぶものとする。
【００６５】
繰り返し走査周期の初期値ＴSV0は、算出式、ＴSV0＝ＴＰ０＊ＮＢ、から求めることができる（図８（ｂ）参照）。前述の数値例を適用すると、繰り返し走査周期の初期値ＴSV0は、ＴSV0＝ＴＰ０＊ＮＢ＝200μs＊２６１＝５２．２ｍｓとなる。また、フレームレート（初期値）ＦＲSV0は、ＦＲSV0＝１／ＴSV0＝１／５２．２ｍｓ＝１９．２fps（frames  per  second）となる。
【００６６】
次に、予備走査モード中の心拍から算出された心拍周期ＴECGに対して、データが欠如することなく完全な形で取得しうる繰り返し走査数Ｎを算出する（ステップＳＴ８）。この算出式は、例えば、Ｎ＝int（ＴECG／ＴSV0）、と表現することができる。ここで、int（）は、切捨てによる整数化を行う演算子を表している。
【００６７】
なお、図５（ｂ）、（ｃ）、或いは図８（ａ）、（ｃ）に示した例では、上記の整数化演算により、繰り返し走査数Ｎは１９（時相番号０から１８に相当）となっている。
【００６８】
さらに、次のステップＳＴ９にて、心拍周期ＴECGの全体に対して抜けや余りなく均等に配分される繰り返し走査周期ＴSVを求める。繰り返し走査周期ＴSVは、例えば、ＴSV＝ＴECG／Ｎ、の算出式で求めることができる。ここで求められた繰り返し走査周期ＴSVが図５（ｃ）、及び図８（ｃ）における変更後の繰り返し走査周期ＴSVに該当する。
【００６９】
ステップＳＴ１０では、繰り返し走査周期ＴSVを送信ビームポジション数ＮＢで除し、繰り返し走査周期ＴSV内に均等に配分される送信パルス繰返し周期ＴＰを算出する。送信パルス繰返し周期ＴＰは、ＴＰ＝ＴSV／ＮＢ、で求めることができる（図８（ｄ）参照）。
【００７０】
最後に、ステップＳＴ８〜ステップＳＴ１０で算出、決定された新たなパラメータ、即ち、繰り返し走査数Ｎ、繰り返し走査周期ＴSV、送信パルス繰返し周期ＴＰ等を用いてトリガード３次元診断モードによる走査を開始する（ステップＳＴ１１）。
【００７１】
ここで、予備走査モードで測定された心拍数が７４bps（beats  per  second）であったとすると、心拍周期ＴECGはその逆数の約810msとなる（ステップＳＴ６、７）。一方、繰り返し走査周期の初期値ＴSV0は、前述したように、ＴSV0＝ＴＰ０＊ＮＢ＝200μms＊２６１＝５２．２ｍｓである。
【００７２】
これらの数値をステップＳＴ８の整数化処理に適用すると、繰り返し走査数Ｎは、Ｎ＝int（ＴECG／ＴSV0）＝int（810ms／52.2ms）＝１５、となる。
【００７３】
このとき、繰り返し走査周期（変更値）ＴSVは約53.8msとなり、心拍周期810msに対する余り時間は、約3ms（810ms−15*53.8ms=3ms）となる。なお、このときのフレームレートＦＲSVは約18.5fpsとなり、ＰＲＦは４８４４Hz（パルス繰り返し周期ＴＰは約206μs）となる。
【００７４】
一方、繰り返し走査周期の変更を行わず、初期値のパラメータをそのまま使用した場合には、繰り返し走査周期（変更値）ＴSV０は約52.2msであり、心拍周期810msに対する余り時間は、約27ms（810ms−15*52.2ms=27ms）である。なお、このときのフレームレートＦＲSVは約19.2fpsであり、ＰＲＦは５０００Hz（パルス繰り返し周期ＴＰ０は200μｓ）である。
【００７５】
このように、本実施形態に係る超音波診断装置１では、繰り返し走査周期ＴSVを変更することにより、ＥＣＧトリガ信号直前のデータ取得不能期間（余り時間）を、例えば約27msから約3msのように大幅に低減することが可能である。
【００７６】
ところで、ステップＳＴ８における整数化処理では、単に整数化するだけを考えれば切り上げによる整数化も可能である。しかしながら、切り上げ処理を行うと結果的に変更後の繰り返し走査周期は初期値に比べると短くなり、その結果パルス繰返し周期の変更値も初期値に比べると短くなる。パルス繰返し周期を短くすることは、診断対象部位の深さが計画値（初期値）よりも浅くなることを意味している。
【００７７】
そこで、ステップＳＴ８では、切捨てによる整数化を行い、繰り返し走査周期を初期値に対して長くなるよう変更し、これに合わせてパルス繰返し周期も初期値に比べて長くなるように変更している。この結果、変更後のパルス繰返し周期では診断対象部位の深さは初期値に比べると深くなり、計画した深さのデータは確実に取得することができる。
【００７８】
図９はこの様子を模式的に示した図である。図９（ａ）は変更前の状態であり、繰り返し走査周期ＴSV０は約52.2msである。この時のパルス繰り返し周期ＴＰ０は前述したように200μｓである。これに対して、図９（ｂ）は変更後の状態であり、繰り返し走査周期ＴSVは約53.8msであり、この時のパルス繰り返し周期ＴＰは約206μｓである。パルス繰り返し周期ＴＰが初期値の200μsから約206μｓに延びたことにより、診断可能な深さは、図９（ｂ）のハッチング領域だけ深くなっている。
【００７９】
図９（ｂ）は、心拍数が７４bpsのときの変更後の繰り返し走査周期ＴSVが約53.8msとなることを例示する図であるが、同様にして他の心拍数に対して繰り返し走査周期ＴSVを求めた結果の一例が図１０である。
【００８０】
図１０（ａ）は、心拍数７２bpsに対する変更後の繰り返し走査周期ＴSVが約55.5msになることを示している。ちなみに、このときのPRFは約４６９９Hzであり、パルス繰り返し周期ＴＰは約213μｓである。
【００８１】
図１０（ｂ）は、心拍数が７６bpsに対する変更後の繰り返し走査周期ＴSVが約52.6msになることを示している。このときのPRFは約４９６０Hzであり、パルス繰り返し周期ＴＰは約202μｓである。
【００８２】
いずれの心拍数であっても、パルス繰り返し周期ＴＰは初期値の200μｓに対して長くなっている。
【００８３】
（４）繰り返し走査周期の変更方法（第２の方法）
図１１は、繰り返し走査周期の変更方法（第２の方法）の処理例を示すフローチャートであり、図１２はその説明図である。第１の方法のフローチャート（図６）との相違点は最後の処理のステップＳＴ１００、とステップＳＴ１１１であり、それ以外の処理は第１の方法と同じである。
【００８４】
第１の方法では、パルス繰り返し周期ＴＰを総て均一に変更することによって繰り返し走査周期ＴSVの変更を行っているが、第２の方法では、一部の送信パルスのみそのパルス繰り返し周期ＴＰを変更し、残りの送信パルスのパルス繰り返し周期は初期値のままとして繰り返し走査周期ＴSVの変更を行っている。
【００８５】
第２の方法において最も単純な方法は、繰り返し走査周期ＴSV内の送信パルスのうち、最後の送信パルスのパルス周期のみを調整用送信パルス周期ＴＤとし、それ以外の送信パルスのパルス繰返し周期には初期値Ｔ０を用いる方法である。調整用送信パルス周期ＴＤを求める処理は図１１のステップ１００で行っている。
【００８６】
図１２（ｃ）、（ｄ）はこの方法の説明図である。ステップＳＴ９で新たに算出された繰り返し走査周期ＴSVから、調整用送信パルス周期ＴＤ（＝ＴSV−ＴSV０＝ＴSV−ＴＰ０*ＮＢ）を求め、この調整用パルス周期ＴＤを最後の送信パルスのパルス周期としている。
【００８７】
第２の方法によっても、繰り返し走査周期ＴSVの整数倍がほぼ心拍周期ＴECGとなる、という関係は維持されており、ＥＣＧトリガ周期の直前の無駄な期間を低減することが可能となる。
【００８８】
（５）繰り返し走査周期の変更方法（第３の方法）
図１３は、繰り返し走査周期の変更方法（第３の方法）の処理例を示すフローチャートである。前述した第１、第２の方法では、モード遷移が指示されると、算出した診断用パラメータ（繰り返し走査周期ＴSV、パルス繰り返し周期ＴＰ等）に基づいて自動的にトリガード３次元診断モードを開始している。
【００８９】
これに対して、第３の方法では、算出した診断用パラメータを一度表示部５０に表示させ（ステップＳＴ２０１）、ユーザが新たな診断用パラメータの内容を確認した後、操作部８０から入力されるモード遷移指示が入力されたか否かを判断する処理（ステップＳＴ２０２）を設けている。
【００９０】
また、フレームレートＦＲＳＶは診断上重要なパラメータの１つであるため、フレームレートＦＲＳＶを算出する処理（ステップＳＴ２００）をフローチャート中に付加している。
【００９１】
第３の方法では、算出された診断用パラメータをユーザが確認した後にトリガード３次元診断モードへ移行することができるため、より確実な診断が可能となる。
【００９２】
以上説明してきたように、本実施形態に係る超音波診断装置１、及びその制御方法によれば、ＥＣＧトリガ信号直前の繰り返し走査に対して走査の途中で中断されることを防止し、取得データの利用効率を高めると共にＥＣＧトリガ信号直前の画像も生成することができる。
【００９３】
なお、本発明は上記の実施形態そのまま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構成要素を変形して具体化できる。また、上記実施形態に開示されている複数の構成要素の適宜な組み合わせにより、種々の発明を形成できる。例えば、実施形態に示される全構成要素から幾つかの構成要素を削除してもよい。さらに、異なる実施形態にわたる構成要素を適宜組み合わせても良い。
【図面の簡単な説明】
【００９４】
【図１】３次元の超音波診断装置のビーム走査を模式的に示す図。
【図２】本発明に係る超音波診断装置の構成例を示すブロック図。
【図３】トリガード３次元診断モードの一般的動作概念説明図。
【図４】従来のトリガード３次元診断モードの問題点を説明する図。
【図５】本発明に係る超音波診断装置におけるトリガード３次元診断モードの動作概念を説明する図。
【図６】繰り返し走査周期の変更方法（第１の方法）の処理例を示すフローチャート。
【図７】予備走査モードの走査概念とトリガード３次元診断モードへのモード遷移の概念を説明する図。
【図８】繰り返し走査周期の変更方法（第１の方法）の動作説明図。
【図９】繰り返し走査周期の変更方法（第１の方法）におけるパルス繰り返し周期の変更概念を示す図。
【図１０】心拍数と変更後の繰り返し走査周期との関係を数値例で説明する図。
【図１１】繰り返し走査周期の変更方法（第２の方法）の処理例を示すフローチャート。
【図１２】繰り返し走査周期の変更方法（第２の方法）の動作説明図。
【図１３】繰り返し走査周期の変更方法（第３の方法）の処理例を示すフローチャート。
【符号の説明】
【００９５】
１  超音波診断装置
１０  超音波プローブ
１１  超音波振動子
２０  送受信部
３０  信号処理部
４０  画像生成部
５０  表示部
６０  システム制御部
７０  走査制御部
８０  操作部
【図１】
0005172310.tif 000002
【図２】
0005172310.tif 000003
【図３】
0005172310.tif 000004
【図４】
0005172310.tif 000005
【図５】
0005172310.tif 000006
【図６】
0005172310.tif 000007
【図７】
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【図８】
0005172310.tif 000009
【図９】
0005172310.tif 000010
【図１０】
0005172310.tif 000011
【図１１】
0005172310.tif 000012
【図１２】
0005172310.tif 000013
【図１３】
0005172310.tif 000014