(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
超音波振動子を備えた超音波プローブと、前記超音波プローブを移動させながら前記超音波振動子から得られる第１の受信信号に基づいて複数の超音波画像データを生成する手段と、前記超音波振動子から得られる前記第１の受信信号と異なる特性を有する第２の受信信号に基づいて複数の距離計測用データを生成する手段と、前記距離計測用データの類似性に基づいて前記超音波画像データの相対的な位置情報を検出する画像位置検出手段と、この画像位置検出手段によって得られる前記位置情報に基づいて前記複数の超音波画像データを合成する手段とを有することを特徴とする超音波診断装置。
【請求項２】
超音波振動子を備えた超音波プローブと、前記超音波プローブをスライス方向に移動させながら前記超音波振動子から得られる第１の受信信号に基づいて複数の超音波画像データを生成する手段と、前記超音波振動子から得られる前記第１の受信信号と異なる特性を有する第２の受信信号に基づいて複数の距離計測用データを生成する手段と、前記距離計測用データの類似性に基づいて前記超音波画像データの相対的な位置情報を検出する画像位置検出手段と、この画像位置検出手段によって得られる前記位置情報に基づいて前記複数の超音波画像データを合成し３次元画像データを生成する手段とを有することを特徴とする超音波診断装置。
【請求項３】
帯域制限手段を備え、前記距離計測用データは前記超音波プローブによって得られる前記第１の受信信号の低周波成分を前記帯域制限手段によって抽出して生成されることを特徴とする請求項１又は請求項２に記載した超音波診断装置。
【請求項４】
超音波ビーム幅を制御するビーム幅制御手段を備え、前記ビーム幅制御手段は、前記距離計測用データの生成に用いる送信ビームあるいは受信ビームのビーム幅の少なくともいずれか一方を、前記超音波画像データの生成に用いる送信ビームあるいは受信ビームのビーム幅より広くなるように制御することを特徴とする請求項１又は請求項２に記載した超音波診断装置。
【請求項５】
前記超音波プローブは１次元に配列された複数の超音波振動子を備え、前記ビーム幅制御手段は、前記複数の超音波振動素子の中から所定の隣接した複数の振動素子を選択することにより前記距離計測用データの生成に用いる前記ビーム幅を制御することを特徴とする請求項４記載の超音波診断装置。
【請求項６】
前記ビーム幅制御手段は、前記送信ビームの収束点あるいは受信ビーム収束点の少なくともいずれか一方を変更することにより、前記距離計測用データの生成に用いる前記ビーム幅を制御することを特徴とする請求項４記載の超音波診断装置。
【請求項７】
前記画像位置検出手段は、前記複数の距離計測用画像データに対する相関処理によって前記類似性を定量化する相関処理手段と、相関処理結果を画像間距離に変換する変換手段を有することを特徴とする請求項１又は請求項２に記載した超音波診断装置。
【請求項８】
入力手段と表示手段を備え、前記入力手段からの指示信号に基づいて前記３次元画像データから所望断面の画像データを抽出し、前記表示手段に表示することを特徴とする請求項２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】
本発明は超音波診断装置に係り、スライス方向に複数枚得られる画像間の距離を推定する機能を有した超音波診断装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
超音波診断装置は超音波プローブに内蔵された超音波振動子から発生した超音波を被検体内に放射し、被検体組織の音響インピーダンスの差異によって生ずる反射信号を超音波振動子によって受信してモニタ上に表示するものである。
【０００３】
この診断方法は、超音波プローブを体表に接触させるだけの簡単な操作でリアルタイムの２次元画像が容易に観察できるため、心臓などの機能検査や各種臓器の形態診断に広く用いられ、とくに被検体に与える照射障害がほとんど無いことから胎児の発育診断には不可欠な画像診断法となっている。
【０００４】
また上記のように高い安全性と操作性を有しており、しかも装置の規模がＸ線、ＣＴ、ＭＲＩなど他の画像診断機器に比べて小さいため、ベッドサイドでの検査への適用も試みられている。
【０００５】
近年、この超音波診断の分野においてもＸ線ＣＴやＭＲＩと同様に、３次元画像に対する臨床ニーズが高まっている。３次元画像情報には、従来の２次元画像には無かった奥行き方向の情報を有しており、従ってこの情報に適当な画像処理を施すことにより組織の形状や血管の走行を立体的に表示することが可能となる。
【０００６】
三次元画像情報の収集においては、被検体に対して超音波走査を行い三次元的な画像データを取得する必要があるが、その収集方法にはこれまで各種の試みが成されている。
【０００７】
第１の方法として、超音波振動子を二次元配列した、いわゆる二次元アレイプローブを用いて、三次元に分布した反射体からのエコー信号を取り込む手法が提案されている。この方法は後述の方法と比較して、全て電子的な制御による超音波走査が可能なためリアルタイム性と操作性に優れるが、２次元アレイプローブは未だ研究段階にあり、例え実用化の段階に達しても高価格なものとなる可能性が高い。
【０００８】
第２の方法として、超音波振動子を１次元的に配列した従来の1次元アレイプローブによって得られる２次元画像の画像面に対して垂直な方向（以下スライス方向）にこのプローブを移動させ、このとき連続して得られる複数枚の２次元画像から３次元画像を再構築する方法がある。
【０００９】
この第２の方法はさらに２つの方法に分類される。すなわち、磁気センサーなどの位置センサを装着した１次元アレイプローブを、スライス方法に微小間隔で移動させながら複数の２次元画像の収集を行う方法と、位置センサを用いずに、操作者（すなわち医師や検査技師）の直感による所定の移動速度と移動角度で１次元アレイプローブを被検体の体表に沿って移動させながら複数の２次元画像の収集を行う方法とがある。前者の方法では超音波プローブを任意の方向に移動させながら２次元画像データと、そのときに位置センサから得られる１次元アレイプローブの位置情報を装置内に読み込み、この位置情報に基づいて２次元画像データを３次元的に配置して３次元画像を再構築するものである。
【００１０】
この第２の方法は第１の方法と比較して比較的簡単な技術で実現することが可能であり、既に実用化の段階に至っているが、前者の方法はベッドサイドに送信器を別途必要とし、また位置センサを装着しなくはならないために超音波プローブの操作性を損なう。とくに位置検出用の送信器と位置センサとの間に操作者の腕などが介在した場合には、位置検出が困難になるという問題点があった。一方、後者の方法は位置情報が不正確なため正式な計測には適用出来ない欠点を有している。
【００１１】
従来のこのような問題点を解決する方法として、スライス方向の画像間での相関処理によって上記のような位置センサを用いずに画像間の相対的な距離を検出し、正確な３次元画像を得る方法が提案されている。（秋山いわき、豊田敏之、大矢晃久, “超音波断層像からの３次元画像構成の検討 --- スペックルパターンの追跡と相関関数”, 日本超音波医学会 基礎技術研究会 BT-2000-20, pp.33-38 (2000)）。
【００１２】
この手法は、超音波画像において出現するスペックルパターン（超音波のランダムな干渉によって生ずる粒状性のパターン）の特性に着目したものである。すなわち、超音波画像が収集される位置がスライス方向に移動すると、画像上のスペックルパターンが距離とともに変化するため、その変化の度合いを例えば相互相関係数として求め、移動距離を算出するものである。
【００１３】
この手法は、使用する超音波送受信条件から、移動距離と相関係数の関係を予め知っておく必要があるが、微小な移動距離を精度よく計測できる可能性がある。
【００１４】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、スライス方向の画像間の相互相関係数からその移動距離を算出する方法は、以下の問題点を有している。すなわち、上記引用文献にも記載されているように、超音波診断画像に見られるスペックルパターンの変化は、画像のスライス方向への移動に対して極めて敏感である反面、移動距離すなわち画像間距離が増大すると検出感度が低下する問題点があり、この現象はとくに高い超音波周波数を使用した場合に顕著である。一方、３次元画像データの収集においては、スライス方向の所定の領域を所定の時間内で走査することが臨床上要求され、したがってスライス方向の画像間隔を小さく設定することには限界がある。すなわち、従来装置の撮影方法でスライス方向の画像間の相関処理を行った場合には相関が小さくなりすぎて正確な距離計測が困難であった。
【００１５】
本発明は、このような従来の問題点を解決するためになされたものであり、その目的は、スライス方向の距離が比較的大きな画像間においても、距離の推定が可能な超音波診断装置を提供することにある。
【００１６】
【課題を解決するための手段】
上記課題を解決するために、請求項１に係る本発明の超音波診断装置は、超音波振動子を備えた超音波プローブと、前記超音波プローブを移動させながら前記超音波振動子から得られる第１の受信信号に基づいて複数の超音波画像データを生成する手段と、前記超音波振動子から得られる前記第１の受信信号と異なる特性を有する第２の受信信号に基づいて複数の距離計測用データを生成する手段と、前記距離計測用データの類似性に基づいて前記超音波画像データの相対的な位置情報を検出する画像位置検出手段と、この画像位置検出手段によって得られる前記位置情報に基づいて前記複数の超音波画像データを合成する手段とを有することを特徴としている。
又、請求項２に係る本発明の超音波診断装置は、超音波振動子を備えた超音波プローブと、前記超音波プローブをスライス方向に移動させながら前記超音波振動子から得られる第１の受信信号に基づいて複数の超音波画像データを生成する手段と、前記超音波振動子から得られる前記第１の受信信号と異なる特性を有する第２の受信信号に基づいて複数の距離計測用データを生成する手段と、前記距離計測用データの類似性に基づいて前記超音波画像データの相対的な位置情報を検出する画像位置検出手段と、この画像位置検出手段によって得られる前記位置情報に基づいて前記複数の超音波画像データを合成し３次元画像データを生成する手段とを有することを特徴としている。
【００１７】
【発明の実施の形態】
以下、図面を参照しながらこの発明の第１の実施の形態について説明する。
【００１８】
（第１の実施の形態）
本実施の形態の特徴は、スライス方向の超音波画像間の相対距離を推定する際、使用する画像は従来のような本来の超音波診断を目的として得られる画像（以下診断用画像あるいは診断用Ｂモード画像）の替わりに、画像間距離計測を目的に受信信号の低周波成分から生成した計測専用画像（以下計測用Ｂモード画像）を用いることにある。
【００１９】
図１〜図８において本発明の第１の実施の形態について説明する。図１および図２は第1の実施の形態の超音波診断装置の概略構成を示すブロック図である。
【００２０】
この超音波診断装置は、被検体表面に接触させて超音波の送受信を行う超音波プローブ１と、超音波を発生するための駆動信号を生成する超音波送信部２と、被検体内からの超音波反射信号を受信する超音波受信部３と、受信信号の周波数帯域を制限する帯域制限部４０と、この受信信号をＢモード画像としてモニタ上に表示するための信号処理を行うＢモード処理部４と、カラードプラ画像を表示するための信号処理を行うドプラモード処理部６を備えている。
【００２１】
さらに超音波診断装置は、スライス方向に収集された複数の超音波画像から３次元画像データを生成する３次元画像生成部５と、得られる各種のデータを画像データとして記憶し、ＴＶフォーマットに変換する表示画像生成部７と、これら各ユニットを統括して制御するシステム制御部８と、表示部１０および入力部９を備えている。
【００２２】
超音波プローブ１は被検体の表面に対してその前面を接触させ超音波の送受信を行うものであり、１次元に配列された複数個の微小超音波振動子をその先端部分に備えている。この超音波振動子は電気音響変換素子であり、送信時には電気パルスを超音波パルスに変換し、また受信時には超音波信号を電気信号に変換する機能を有している。超音波画像の解像度や感度に大きな影響を与える超音波周波数はこの超音波振動子の厚みによってほぼ決定される。この超音波プローブ１は小型、軽量に構成されており、ケーブルによって後述する超音波送信部２および超音波受信部３に接続されている。この超音波プローブ１にはセクタ走査対応、リニア走査対応、コンベックス走査対応等の中から診断部位に応じて任意に選択されるが、以下ではセクタ走査用の超音波プローブ１を用いた場合について述べる。
【００２３】
超音波送信部２はレート信号発生器１１と、送信遅延回路１２と、パルサ１３を備えている。レート信号発生器１１は被検体の内部に放射する超音波パルスの繰り返し周期を決定するレートパルスを放射する。送信遅延回路１２は送信時における超音波ビームの収束距離や偏向角度を決定するための遅延回路であり、複数個の超音波振動子を駆動するタイミングを決定する。パルサ１３は超音波振動子を駆動するための高圧パルスを生成する駆動回路である。
【００２４】
レートパルス発生器１１は被検体内に放射する超音波パルスの繰り返し周期を決定するレートパルスを送信遅延回路１２に供給する。送信遅延回路１２は送信に使用される超音波振動子とほぼ同数の複数の独立な遅延回路から構成されており、送信において細いビーム幅を得るために所定の深さに超音波を収束するための遅延時間と所定の方向に超音波を送信するための遅延時間をレートパルスに与え、パルサ１３に供給する。
【００２５】
パルサ１３は送信遅延回路１２と同様にして、送信に使用される超音波振動子とほぼ同数の複数の独立な駆動回路を有しており、超音波プローブ１に内蔵された超音波振動子を駆動し、超音波を放射するための駆動パルスを形成する。
【００２６】
超音波受信部３はプリアンプ１４と、受信遅延回路１５と、加算器１６とを備えている。プリアンプ１４は超音波振動子によって電気信号に変換された微小信号を増幅し十分なＳ／Ｎを確保する。受信遅延回路１５は、細い受信ビーム幅を得るために所定の深さからの超音波を収束するための収束用遅延時間と、超音波ビームの受信方向を所定の方向に順次切り替えて被検体内を走査するための偏向用遅延時間をプリアンプ１４の出力信号に与えた後、加算器１６に送り、加算器１６は複数の受信信号を加算し、この加算器１６において超音波振動子からの複数の受信信号は１つに纏められる。
【００２７】
帯域制限部４０は受信信号に対して低周波成分のみを抽出するフィルタ１７と、スイッチ１８を備え、このフィルタ１７はスライス方向の超音波画像間距離を計測する場合に超音波信号の低周波成分を強調する。
【００２８】
Ｂモード処理部４は対数変換器１９と包絡線検波器２０とＡ／Ｄ変換器２１とを備えている。Ｂモード処理部４の対数変換器１９は入力信号の振幅を対数変換し、弱い信号を相対的に強調する。一般に被検体内からの受信信号は８０ｄＢ以上の広いダイナミックレンジをもった振幅を有しており、これを３０ｄＢ程度のダイナミックレンジをもつ通常のテレビモニタに表示するためには弱い信号を強調する振幅圧縮が行われる。包絡線検波器２０は対数変換された受信信号に対して包絡線検波を行い、超音波周波数成分を除去してその振幅のみを検出する。Ａ／Ｄ変換器２１はこの包絡線検波器２０の出力信号をＡ／Ｄ変換しＢモード信号を形成する。
【００２９】
ドプラモード処理部６は基準信号発生器２７と、π／２移相器２８と、ミキサ２９と、ＬＰＦ（ローパスフィルタ）３０と、Ａ／Ｄ変換器３１と、ドプラ信号記憶回路５０と、ＦＦＴ分析器３２と、演算器３３とを備えている。このドプラモード処理部６では主に直交位相検波とＦＦＴ分析が行われる。
【００３０】
すなわち、ドプラモード処理部６の入力信号はミキサ２９−１、２９−２の第１の入力端子に入力される。一方、この入力信号の周波数とほぼ等しい周波数をもった基準信号発生器２７の出力はミキサ２９−１の第２の入力端子に直接、π／２移相器２８を介して９０度位相がシフトした出力はミキサ２９−２の第２の入力端子に送られる。ミキサ２９−１，２９−２の出力は、ローパスフィルタ３０−１，３０−２に送られ、ドプラモード処理部６の入力信号の周波数と基準信号発生器２７の周波数の和の成分が除去され、差の成分のみが抽出される。
【００３１】
Ａ／Ｄ変換器３１はＬＰＦ３０−１、３０−２の出力すなわち直交位相検波出力をデジタル信号に変換し、ＦＦＴ分析器３２はデジタル化された直交成分を一旦ドプラ信号記憶回路５０に保存した後、ＦＦＴ分析器３２によってＦＦＴ分析を行う。一方、演算器３３はＦＦＴ分析器３２によって得られるスペクトルの中心値や分散値などを計算する。
【００３２】
３次元画像生成部５は距離計測用画像メモリ２２と画像位置検出部２３と、画像制御回路２４と３次元画像メモリ２５とバッファメモリ２６とを備える。
【００３３】
また、画像位置検出部２３は図２に示すようにフレームメモリＡ３６−１およびフレームメモリＢ３６−２と相関処理器３７とルックアップテーブル３８を備えている。
【００３４】
３次元画像メモリ２５は超音波プローブ１をスライス方向に移動することによって得られる複数枚の診断用画像の保存を行う。一方、距離計測用画像メモリ２２は上記複数枚の診断用画像に対してその画像間の相対距離を推定するために別途収集される複数枚の計測用Ｂモード画像を保存する。なお、この計測用Ｂモード画像は診断用画像と同一位置において送受信条件を異にして収集される。
【００３５】
画像制御回路２４は距離計測用画像メモリ２２の中から所定の隣接した２枚の画像を読み出し、画像位置検出部２３のフレームメモリＡ３６−１およびフレームメモリＢ３６−２に一旦保存する。画像位置検出部２３の相互相関器４７はフレームメモリＡ３６−１およびフレームメモリＢ３６−２にそれぞれ保存された画像データから相互相関係数を算出する。一方、画像位置検出部２３のルックアップテーブル３８には相互相関係数を入力した場合に画像間距離が出力されるテーブルが保存されている。この相互相関係数と画像間距離の対応については予め行うファントームを用いた基礎実験から求められる。すなわち、相互相関器４７において算出された相互相関係数の値はルックアップテーブル３８に入力され、ルックアップテーブル３８は画像間距離を出力する。
【００３６】
この場合、フレームメモリＡ３６−１には第１の計測用Ｂモード画像として基準画像（一般には最初に撮影される画像）が保存され、この画像に対しフレームメモリＢ３６−２に保存した第２の計測用Ｂモード画像の相対的な距離を求める。
画像制御回路２４はこのルックアップテーブル３８の出力データを読み出し、その値すなわち画像間距離に基づいて３次元画像メモリ２５に保存されている、上記第１の計測用Ｂモード画像および第２の計測用Ｂモード画像に対応した第１の診断用画像と第２の診断用画像にアクセスし、第１の診断用画像に対して第２の診断用画像の再設定を行う。なお、画像制御回路２４はＭＩＰ処理あるいはボリュームレンダリング処理などの簡単な演算機能も有している。
【００３７】
新たに構築された３次元画像データに対して操作者は入力部９より３次元表示方法を指示し、この指示はシステム制御部８を介して画像制御回路２４に入力され、例えば３次元画像データの中から操作者によって要求される任意の断面の画像データを読み出し、バッファメモリ２６に一旦記憶する。バッファメモリ２６の画像データは、さらに画像制御回路２４によって表示画像生成部７の表示用画像メモリ３４に送られる。
【００３８】
表示画像生成部７は表示用画像メモリ３４とＤ／Ａ変換器３８と表示回路３５とを備えている。表示用画像メモリ３４は後述する表示部１０の画像表示用モニタにて表示するＢモード画像やカラードプラ画像、さらには３次元画像等の画像データを一旦保存する。表示用画像メモリ３４に保存された画像データはシステム制御部８の指示により読み出され、表示回路３５においてＤ／Ａ変換された後テレビフォーマットに変換される。
【００３９】
システム制御部８は操作パネル２８からの信号に基づいて超音波送信部２、超音波受信部３、３次元画像生成部５、表示画像生成部７などの各ユニットの制御やシステム全体の制御を行う。とくに３次元画像生成部５においては操作者のコマンドを画像制御回路２４に送り、３次元画像の再構築と表示断面の設定の制御を行う。
【００４０】
入力部９は操作パネル上にキーボード、トラックボール、マウス等を備え、装置操作者が患者情報や装置の撮影条件を入力するために用いられる。また様々な画質条件設定、あるいは三次元画像再構成後の画像の拡大や縮小さらには回転などの指示を行う。
【００４１】
表示部１０はカラーモニタを備えており、Ｂモード画像やカラードプラ画像、さらには３次元画像などの各種画像データの表示を行う。
【００４２】
次に、図１〜図３を用いて本発明の第１の実施の形態における画像データ収集と画像データの位置設定の手順を説明する。図３（ａ）は画像データ収集の手順をまた図３（ｂ）は画像データの位置設定手順を示すフローチャートである。
操作者は超音波プローブ１の先端（超音波送受信面）を被検体の体表に接触させ、スライス方向対しての初期位置Ｐ１に設定する（ステップＳ１）。
【００４３】
超音波の送信に際して、レートパルス発生器１１はシステム制御部８からの制御信号に同期し、被検体内に放射する超音波パルスの繰り返し周期を決定するレートパルスを送信遅延回路１２に供給する。送信遅延回路１２は送信に使用される超音波振動子とほぼ同数の独立な遅延回路から構成されており、送信において細いビーム幅を得るために所定の深さに超音波を収束するための遅延時間と、所定の方向（θ１）に超音波を送信するための遅延時間をレートパルスに与え、このレートパルスをパルサ１３に供給する。
【００４４】
パルサ１３は、送信に使用される超音波振動子とほぼ同数の独立な駆動回路を有しており、レートパルスの駆動によって発生する超音波振動子駆動パルスによって、超音波プローブ１に内蔵されている超音波振動子を駆動し、被検体内に超音波パルスを放射する。
【００４５】
被検体内に放射された超音波の一部は、音響インピーダンスの異なる被検体内の臓器間の境界面あるいは組織にて反射する。またこの超音波が心臓壁や血球などの動きのある反射体で反射する場合には、その超音波周波数はドプラ偏移を受ける。
【００４６】
被検体組織内にて反射した超音波は送信時と同じ超音波振動子によって受信されて電気信号に変換される。この受信信号は受信に使用される超音波振動子とほぼ同数の独立なプリアンプ１４にて増幅され、受信遅延回路１５に送られる。  受信遅延回路１５は、受信において細いビーム幅を得るために所定の深さからの超音波を収束するための遅延時間と、超音波ビームに対して所定の方向（θ１）に強い受信指向性をもたせて受信するための遅延時間をプリアンプ１４の出力信号に与えた後、加算器１６に送る。加算器１６はプリアンプ１４、受信遅延回路１５を介して入力される複数の受信信号を加算合成し、１つの受信信号に纏めた後、Ｂモード処理部４とドプラモード処理部６に供給する（ステップＳ２）。
【００４７】
診断用Ｂモード画像を収集する場合には、加算器１６の出力は帯域制限部４０のスイッチ（ＳＷ）１８を介してＢモード処理部４に送られ、対数変換、包絡線検波、Ａ／Ｄ変換がなされた後、表示画像生成部７の表示用画像メモリ３４に保存される（ステップＳ３）。
【００４８】
θ１方向における診断用Ｂモード画像データの収集と保存が終了したならば、超音波送受信方向は固定したまま計測用Ｂモード画像データの収集を行う。すなわち、超音波送信部２および超音波受信部３の遅延時間を診断用Ｂモード画像データ収集時と同様に設定し、加算器１６はその出力信号を帯域制限部４０のフィルタ１７に供給して受信信号の高周波成分を除去する。このフィルタ１７の出力はスイッチ１８を介してＢモード処理部４に供給され、上記の診断用Ｂモード画像データと同様に、対数変換、包絡線検波、Ａ／Ｄ変換がなされた後、３次元画像生成部５の距離計測用画像メモリ２２に保存される（ステップＳ４）。
【００４９】
一方、ドプラモード処理部６において、超音波受信信号のドプラ偏移を求めるために、システム制御部８は同一方向に連続的に複数回超音波の送受信を行い、このとき得られる受信信号に対してＦＦＴ（Fast-Fourier-Transform）分析を行う。
【００５０】
ドプラモード処理部６は加算器１６の出力に対してミキサ２９およびＬＰＦ（低域通過フィルタ）３０を用いて直交位相検波して複素信号に変換し、Ａ／Ｄ変換した後、ドプラ信号記憶回路５０に保存する。同一送受信方向にて複数回の走査によって得られる受信信号に対して同様な信号処理を行い、ドプラ信号記憶回路５０に保存した複数個の受信信号データに対してＦＦＴ分析器３２は周波数スペクトルを求める。さらに演算器３３はＦＦＴ分析器３２から出力される周波数スペクトルに対して、その中心値（血流の平均速度）や分散値（血流の乱れの状態）を算出し、システム制御部８はその結果を読み出し、診断用Ｂモード画像とともに表示用画像メモリ３４に保存する（ステップＳ５）。
【００５１】
次に、超音波の送受信方向をΔθずつ順次更新させながらθ１＋（ｎ−１）Δθ（ｎ＝２〜Ｎ）まで偏向してなされるＮ方向の走査によって、上記と同様な手順で超音波の送受信を行い、被検体内をリアルタイム走査する（後述の図５（ａ）参照）。このとき、システム制御部８はその制御信号によって送信遅延回路１２および受信遅延回路１５の遅延時間を上記超音波送受信方向に対応させて順次切り替えながら、診断用Ｂモード画像データ、カラードプラ画像データ、計測用Ｂモード画像データの各々を収集する（ステップＳ３〜Ｓ７）。
【００５２】
なお、システム制御部８はステップＳ６およびステップＳ７において得られる診断用Ｂモード画像データとカラードプラ画像データを合成して表示用画像メモリ３４に保存し、1枚の診断用画像データが構成されたならば表示回路３５を介して表示部１０のＴＶモニタにて診断用画像として表示する。さらに表示用画像メモリ３４に保存された診断用画像データを３次元画像生成部５の３次元画像メモリ２５に保存する。
【００５３】
一方、計測用Ｂモード画像データについても送受信方向を変更しながら、順次３次元画像生成部５の距離計測用画像メモリ２２に保存され、この距離計測用画像メモリ２２において１枚の計測用Ｂモード画像が生成される。
【００５４】
図４は帯域制限部４０のフィルタ１７の特性を示す。超音波診断に使用される超音波は距離分解能（放射方向の分解能）を確保するため、図４（ａ）に示す短いパルス波が要求される。したがって被検体内からの受信信号についても近似的には同様な短いパルス波が合成されたものとして考えることができ、その周波数スペクトルは図４（ｂ）ｂ−１にように広帯域特性を示す。帯域制限部４０のフィルタ１７は、超音波受信部３を経由して供給された被検体内からの受信信号に対し、その高域遮断特性（図４（ｂ）ｂ−２）によって低周波成分のみを抽出する（図４（ｂ）ｂ−３）。
【００５５】
すなわち計測用Ｂモード画像を生成する信号は、超音波受信信号がフィルタ１７を経由することによってその高周波成分が除去されており、従って、距離計測用画像メモリ２２に保存される計測用Ｂモード画像は３次元画像メモリ２５に保存される診断用Ｂモード画像と較べ、低周波成分で同一部位の画像化して得られたものである。
【００５６】
次に、操作者は超音波プローブ１を図５に示すように２次元画像の画像面に対してほぼ直角な方向（すなわちスライス方向）にマニュアルで移動しＭ枚の超音波画像を収集する。但し、本実施の形態のようにセクタ走査用の超音波プローブ１を使用した場合には、図５（ａ）のような並進走査より、超音波プローブ１の先端を扇の要とした約３０度程度の煽り走査図５（ｂ）を行う場合が多い。因みに、臨床の場では約３０度の煽り走査に対して、Ｂモードのみの画像で１００枚程度、カラードプラモードとの合成画像では２５〜５０枚程度の画像収集が要求される。
【００５７】
操作者は被検体の体表に超音波送受信面である超音波プローブ１の先端を接触させながら、約３０度の範囲を手動によりほぼ一定速度で煽り走査を行い、スライス方向にＭ枚（約５０枚）のＢモードとカラードプラモードの合成画像を収集する。システム制御部８は、これらＭ枚の画像にＰ１〜ＰＭのインデックスを付けて３次元画像メモリ２５に順次保存する。一方、距離計測モードによって得られたＭ枚の計測用Ｂモード画像についても同様にしてＰ１〜ＰＭのインデックスを付加して距離計測用画像メモリ２２に保存する。（ステップＳ２〜Ｓ９）。
【００５８】
次に３次元画像メモリ２５に保存されたＭ枚の診断用画像に位置情報を与え、この位置情報に基づいて３次元画像メモリ２５内で画像面位置の再設定を行う。
【００５９】
画像制御回路２４は、診断用の超音波画像に位置情報を与えるために診断用Ｂモード画像と並行して収集し、距離計測用画像メモリ２２に保存されているＭ枚の計測用Ｂモード画像のうち、最初の画像（インデックスＰ１をもつ画像Ａ）とこの画像に隣接した画像（インデックスＰ２の画像Ｂ）を読み出し、画像位置検出部２３に送る（ステップＳ１１）。
【００６０】
画像位置検出部２３において画像ＡはフレームメモリＡ３６−１に、また画像ＢはフレームメモリＢ３６−２に一旦保存される。画像制御回路２４はフレームメモリＡ３６−１およびフレームメモリＢ３６−２に記憶されている画像Ａおよび画像Ｂのデータを読み出して相関処理器３７に入力し、相関処理器３７は入力された画像Ａと画像Ｂについての相互相関係数を算出する。
【００６１】
以下に、画像間の距離測定を目的とした相互相関係数の算出方法について述べる。まず画像Ａと画像Ｂの相互相関係数の算出に先立って、上記２枚の画像間の画像面方向のズレ補正について図６を用いて述べる。相互相関係数を正確に算出するには画像Ａと画像Ｂが画像面方向でのズレを可能な限り低減しておくことが望ましい。
【００６２】
いま図６(a)に示すように画像Ａの画素（ｐ、ｑ）の信号強度をＡ（ｐ、ｑ）、同様にして画像Ｂの画素（ｐ、ｑ）の信号強度をＢ（ｐ、ｑ）とすれば、以下の相互相関関数γＡＢ（ｋ、ｓ）から画像Ａおよび画像Ｂの画像面方向でのズレを検出することが可能である。すなわち
【数１】
0004137516.tif 000002
この計算の結果、図６（ｂ）に示すようにｋ＝ｋ１、ｓ＝ｓ１においてγＡＢ（ｋ、ｓ）が最大値をもつ場合には画像がｐ方向にｋ１、ｑ方向にｓ１だけズレていることを示す。但し図６（ｂ）ではｋをパラメータにした場合のみを示しているが、ｓをパラメータにした場合についても同様に求めることができる。
【００６３】
次に、上記計算によって求まった画像間のズレを考慮して相互相関係数の算出を行う。すなわち画像ＡのＡ（ｐ、ｑ）と画像ＢのＢ（ｐ＋ｋ１、ｑ＋ｓ１）についての相互相関係数αＡＢを下記の式によって求める。
【００６４】
【数２】
0004137516.tif 000003
実際の画像間距離を行う場合の相互相関処理を行う領域を図７に示す。画像面方向のズレについては既に述べたが、煽り走査の場合には超音波プローブ１からの距離が大きくなるほど画像間距離も大きくなる。さらに２枚の画像の間には捩れが発生する可能性もある。
【００６５】
このような理由から、画像Ａおよび画像Ｂのそれぞれの画像上には図７に示すように少なくとも３つの相互相関係数の算出領域を設定し、その各々の領域において図６に述べた画像面方向のズレ補正を行い、さらに相互相関係数αＡＢを算出する。
【００６６】
図７における算出領域Ｂと算出領域Ｃの相互相関係数から捩れの状態が把握でき、また、算出領域Ａと算出領域Ｂあるいは算出領域Ａと算出領域Ｃの相互相関係数から煽り角を推定することが可能となる（ステップＳ１２）。
【００６７】
なお上記算出領域の設定については、予め算出領域の位置情報をシステム制御部８に記憶させ、入力部９から距離計測モードのコマンドが入力された時点で自動的にその領域を設定してもよいが、この算出領域は血管や骨さらには体内ガスなどからの強い反射信号の影響を排除して設定する必要がある。
【００６８】
このため、この実施の形態では操作者が診断用画像を表示部１０にて観測し、適用と思われる領域を入力部９のマウス等を用いて設定する。入力部９はこのとき設定された算出領域の位置情報をシステム制御部８を介して画像制御回路２４に送り、さらに画像制御回路２４はこの位置情報を相関処理器３７に送る。相互相関器３７はこの算出領域の位置情報と、フレームメモリＡ３６−１およびフレームメモリＢ３６−２から読み出した画像Ａおよび画像Ｂの画像データとから上記数式（１）および（２）に基づいて相互相関係数αＡＢの算出を行う。
【００６９】
次に相関処理器３７は相互相関係数αＡＢの計算結果をルックアップテーブル３８に入力する。このとき、このルックアップテーブル３８から出力される画像間距離の値を画像制御回路２４は読み取り（ステップＳ１３）、この画像間距離に基づいて、３次元画像メモリ２５に保存されている診断用画像のうち、画像Ａおよび画像Ｂと同じインデックスＰ１およびインデックスＰ２をもつ診断用の画像ＡＡおよび画像ＢＢの座標を設定する。この画像ＡＡはスライス方向に収集した診断用画像の位置設定において基準となる画像であり、画像ＡＡの座標に上記画像間距離を加味して画像ＢＢの座標が設定される（ステップＳ１４）。
【００７０】
同様にして、距離計測用画像メモリ２２の画像Ｂとこれに隣接する画像Ｃに対しても画像間距離が求められ、この画像間距離の値に基づいて、画像Ｃに対応した３次元画像メモリ２５の画像ＣＣの座標が画像ＢＢを基準にして設定される。
【００７１】
以下同様にして、隣接した２枚の測定用Ｂモード画像につき画像間距離を順次求め、この画像間距離に基づいて診断用画像の座標を設定することによって正確な位置関係を有した３次元の画像データが３次元画像メモリ２５に構築される（ステップＳ１２〜Ｓ１６）。なお、上記の手順で各診断用画像の位置を再設定した結果、３次元画像メモリ２５内に空き領域が発生した場合には周囲の画像データによって補間処理を行う必要がある。
【００７２】
この３次元画像メモリ２５に対して、操作者は入力部９よりマウスを用いて所望する任意の画像断面を指定することにより、指定した断面の超音波画像を表示部１０にて観察することができる。このとき入力部９から入力される断面指定信号はシステム制御部８を介して画像制御回路２４に送られる。画像制御回路２４は、この指定信号に対応したアドレスに基づいて画像データを３次元画像メモリ２５から読み出し、バッファメモリ２６に一旦記憶した後、表示画像生成部７を介して表示部１０のＴＶモニタに表示する（ステップＳ１７）。
【００７３】
また血流・血管の３次元画像を観察する場合は、操作者が入力部９より入力する血管３次元表示コマンドに従って、画像制御回路２４は３次元画像メモリ２５のカラードプラ画像データのみを読み出し、必要に応じてＭＩＰ処理あるいはボリュームレンダリング処理など一般に行われている投影画像処理を施した後、バッファメモリ２６さらには表示画像生成部７を介して表示部１０にて表示することもできる。
【００７４】
なお本実施の形態において使用したルックアップテーブル３８のデータは超音波ファントムを使用した基礎実験によって予め作成することが可能である。例えば、超音波プローブ１をスライス方向に所定距離移動し、移動前後に得られる２枚のファントム画像から相互相関係数を算出し、移動距離と相互相関係数の関係をテーブルとして備える。この場合の超音波ファントムは超音波散乱体となる微小粒子を寒天ゲルの中に混入したものを用いることが望ましい。
【００７５】
以上述べた本発明の第１の実施の形態の特徴は、被検体内からの超音波受信信号の低周波数成分によって生成される計測用Ｂモード画像を用いた相互相関処理から画像間距離を求めることにあり、その効果について図８を用いて説明する。図８（ａ）に計測用Ｂモード画像のスペックルパターンＡと診断用画像のスペックルパターンＢを示す。また図８（ｂ）は計測用Ｂモード画像によって得られる画像間距離と相互相関係数の関係を診断用画像の場合と比較したものである。この図８に示すように狭帯域でしかも低い周波数成分から生成される計測用Ｂモード画像上に発生するスペックルパターンの大きさは増大し、画像間距離の変化に対して急激な変化は起こらない。
【００７６】
すなわち、この第１の実施の形態によれば、被検体内から受信される超音波受信信号の低周波数成分で生成される計測用Ｂモード画像の相互相関処理により、画像間距離が多少増加しても相互相関係数が安定して得られ、従って画像間距離がより正確に推定することができる利点を有している。とくに煽り走査の場合のように画像間隔が拡大する部位においても画像間距離の推定が可能となるため正確な３次元画像データを構築することができる。
【００７７】
（第１の実施の形態の変形例）
次に第１の実施の形態の変形例について図９を用いて説明する。この変形例では近年実用化されたハーモニックイメージング診断法に第１の実施の形態を適用した場合について述べる。ハーモニックイメージングとは被検体内に放射された超音波が被検体組織の超音波非線型特性によって発生する２倍の高調波成分を選択して受信し、診断用のＢモード画像を生成する方法であり、画像上でのアーチファクトが低減されるため解像度に優れた超音波画像が得られる。
【００７８】
図９（ａ）にこの変形例における帯域制限部４０のブロック図を、また図９（ｂ）に帯域制限部４０に入力される超音波受信信号の周波数スペクトルを示す。図９（ｂ）に示すように、被検体内の組織で反射し超音波プローブ１にて受信される超音波受信信号は、中心周波数ｆ２の周波数スペクトラムをもつ基本波成分の他に、被検体組織の超音波非線型特性の影響を受けて新たに発生する中心周波数ｆ３の２次高調波成分を含んでいる。本実施の形態をハーモニックイメージング法に適用する場合は２次高調波成分を用いて診断用画像を生成し、基本波成分を用いて計測用Ｂモード画像を生成する。
【００７９】
診断用画像の収集を行う場合にはスイッチ４３がＯＮ状態、スイッチ４４がＯＦＦ状態となり、超音波受信部３から供給される超音波受信信号はＢＰＦ（帯域通過フィルタ）４１を介することによって２次高調波成分のみがＢモード処理部４に送られる。このＢモード処理部４にて上記２次高調波成分は対数変換、包絡線検波、Ａ／Ｄ変換などの信号処理が施され、表示画像生成部７の表示用画像メモリ３４に一旦保存される。
【００８０】
一方、計測用Ｂモード画像の収集を行う場合にはスイッチ４３がＯＦＦ状態、スイッチ４４がＯＮ状態に変わり、超音波受信信号はＬＰＦ（低域通過フィルタ）４２を介することによって基本波成分のみがＢモード処理部４に送られる。このＢモード処理部４にて基本波成分は２次高調波成分と同様な信号処理が施され、３次元画像生成部５の距離計測用画像メモリ２２に保存される。
【００８１】
超音波の送受信方向を順次変更することによって被検体内をリアルタイム走査して得られる超音波受信信号に対して、２次高調波成分から生成した診断用Ｂモード画像データは一旦表示用画像メモリ３４に保存し、ここで既に述べたカラードプラ画像データと合成したのち、その合成画像を３次元画像メモリ２５に保存する。同様にして、超音波受信信号の基本波成分から生成した計測用Ｂモード画像データは順次距離計測用画像メモリ２２に保存する。
【００８２】
以下の手順については図３に示した第１の実施の形態の手順と同様であるため説明を省略する。
【００８３】
このハーモニックイメージング法では２次高調波成分を積極的に画像化しているため、基本波成分の中心周波数ｆ２は図４に示した従来のイメージング法における基本波成分の中心周波数ｆ０より低い。したがってこの場合も、診断用画像より低い周波数成分によって生成される計測用Ｂモード画像を用いることが可能となるため、画像間距離が多少増加しても相互相関係数が安定して得られ、この相互相関係数に基づいて画像間距離の推定が可能となる。とくに、この第１の実施の形態の変形例によれば、従来のハーモニックイメージング法において用いることがなかった基本波成分を有効利用してスライス方向に配置された超音波画像間の距離を推定することができる利点をもっている。
【００８４】
（第２の実施の形態）
次に示す本発明の第２の実施の形態では、スライス方向の超音波画像間の相対距離を推定する際に用いる計測用Ｂモード画像は、診断用画像より広い超音波ビーム幅によって生成されることを特徴としている。
【００８５】
図１０〜図１２を用い、本発明の第２の実施の形態における画像データ収集と画像データの位置設定の手順を説明する。但し、図１０は第２の実施の形態の超音波診断装置の概略構成を示すブロック図、図１１（ａ）は画像データ収集の手順をまた図１１（ｂ）は画像データの位置設定手順を示すフローチャートである。なお、ドプラモード処理部６については第１の実施の形態と同様であるためその説明を省略する。
【００８６】
操作者は超音波プローブ１の先端（超音波送受信面）を被検体の体表に接触させ、スライス方向に対しての初期位置Ｐ１に設定する（ステップＳ２１）。
【００８７】
診断用画像データの収集において、レートパルス発生器１１はシステム制御部８の制御信号に従って、レートパルスを送信遅延回路１２に供給する。送信遅延回路１２は送信に使用されるＮＴ個の超音波振動子とほぼ同数のＮＴ個の独立な遅延回路から構成され、細い送信ビーム幅を得るために所定の深さに超音波を収束するための遅延時間と、所定の方向（θ１）に超音波を送信して被検体内を走査するための遅延時間をレートパルスに与え、このレートパルスをパルサ１３に供給する。
【００８８】
パルサ１３はＮＴ個の独立な駆動回路を有しており、レートパルスによって駆動されて発生する超音波振動子駆動パルスによって、超音波プローブ１に内蔵されているＮＴ個の超音波振動子を駆動して被検体内に超音波パルスを放射する。
【００８９】
被検体内の組織にて反射した超音波は超音波振動子によって受信されて電気信号に変換される。この受信信号は受信に使用されるＮＲ個の超音波振動子とほぼ同数のＮＲ個の独立なプリアンプ１４にて増幅され、さらにＮＲ個の受信遅延回路１５に送られる。
【００９０】
受信遅延回路１５は、細い受信ビーム幅を得るために所定の深さからの超音波を収束するための遅延時間と、受信超音波ビームに対して所定の方向（θ１）に強い受信指向性をもたせて受信するための遅延時間をプリアンプ１４の出力信号に与えた後、加算器１６に送る。加算器１６はこれらＮＲチャンネルのプリアンプ１４、受信遅延回路１５を介して入力されるＮＲ個の受信信号を加算合成し、１つの受信信号に纏めた後、Ｂモード処理部４に送る。（ステップＳ２２）
Ｂモード処理部４において加算器１６の出力は、対数変換、包絡線検波、Ａ／Ｄ変換された後、表示画像生成部７の表示用画像メモリ３４に保存される（ステップＳ２３）。
【００９１】
θ１方向における診断用Ｂモード画像データの保存が終了したならば、超音波送受信方向はθ１に固定したまま計測用Ｂモード画像データの収集を行う。計測用Ｂモード画像データの収集において、システム制御部８は超音波送信部２および超音波受信部３に対して使用するチャンネル数をそれぞれＮＴ０，ＮＲ０に設定する（ステップＳ２４）。
【００９２】
レートパルス発生器１１はシステム制御部８の制御に基づいてレートパルスをＮＴ個の送信遅延回路１２のうちのＮＴ０個に供給する。ただしＮＴ０＜ＮＴである。さらにＮＴ０個の送信遅延回路１２は送信において細いビーム幅を得るために所定の深さに超音波を収束するための遅延時間と所定の方向（θ１）に超音波を送信して走査するための遅延時間をレートパルスに与え、これに接続されたＮＴ０個のパルサ１３に供給する。
【００９３】
パルサ１３はレートパルスによって駆動されて発生する超音波振動子駆動パルスによって隣接して配置されるＮＴ０個の超音波振動子を選択駆動し、被検体内に超音波パルスを放射する。
【００９４】
一方、受信においてこの受信信号は受信に使用されるＮＲ個の超音波振動子とほぼ同数のＮＲ個の独立なプリアンプ１４にて増幅され、さらにＮＲ個の受信遅延回路１５に送られる。
【００９５】
受信遅延回路１５は、受信において細いビーム幅を得るために所定の深さからの超音波を収束するための遅延時間と超音波ビームに対して所定の方向（θ１）に強い受信指向性をもたせて受信するための遅延時間を受信信号に与えた後、加算器１６に送る。加算器１６はシステム制御部８からの制御信号に基づいて、これらＮＲチャンネルのプリアンプ１４、受信遅延回路１５を介して入力されるＮＲの受信信号からＮＲ０（ＭＲ０＜ＮＲ）チャンネルの受信信号を加算合成し、１つの受信信号に纏めた後、Ｂモード処理部４に送る。但し、このＮＲ０チャンネルの受信信号は受信に使用したＮＲ個の超音波振動子のうち、ほぼ中心部において隣接して配置されたＮＲ０個の超音波振動子からの受信信号に対応している。
【００９６】
なお計測用Ｂモード画像収集時の送信時および受信時の使用チャンネル数ＮＴ０、ＮＲ０のデータはシステム制御部８の図示しない記憶回路に予め保存されている。
【００９７】
Ｂモード処理部４において加算器１６の出力は、対数変換、包絡線検波、Ａ／Ｄ変換された後、３次元画像生成部５の距離計測用画像メモリ２２に保存される（ステップＳ２５）。
【００９８】
次に超音波の送受信方向をΔθずつ順次更新させながらθ１＋（ｎ−１）Δθ（ｎ＝２〜Ｎ）まで偏向してなされるＮ方向の走査によって、上記と同様な手順で超音波の送受信を行って被検体内をリアルタイム走査する。このとき、システム制御部８はその制御信号によって送信遅延回路１２および受信遅延回路１５の遅延時間を超音波送受信方向に対応させて順次切り替えながら、診断用Ｂモード画像データと計測用Ｂモード画像データを収集する。
【００９９】
次に、システム制御部８は得られた診断用Ｂモード画像データを表示用画像メモリ３４に順次保存し、1枚の診断用画像データが構成されたならば表示回路３５を介して表示部１０のＴＶモニタにおいて診断用画像として表示する。さらに表示用画像メモリ３４に保存された画像データを３次元画像生成部５の３次元画像メモリ２５に保存する。
【０１００】
一方、計測用Ｂモード画像データについても1枚の画像として３次元画像生成部５の距離計測用画像メモリ２２に保存する（ステップＳ２３〜Ｓ２７）。
【０１０１】
次に超音波プローブ１をスライス方向にマニュアルで移動させてＭ枚の超音波画像を収集する。操作者は被検体の体表に超音波送受信面である超音波プローブ１の先端を接触させ、約３０度の範囲を手動によりほぼ一定速度で煽り走査を行い、スライス方向にＭ枚の診断用Ｂモード画像を収集する。システム制御部８は、これらの画像にＰ１〜ＰＭのインデックスを付加して３次元画像メモリ２５に順次保存し、さらに距離計測モードによって得られるＭ枚の計測用Ｂモード画像についても同じＰ１〜ＰＭのインデックスを付加して距離計測用画像メモリ２２に保存する（ステップＳ２２〜Ｓ２９）。
【０１０２】
次に、画像制御回路２４は、診断用Ｂモード画像に位置情報を与えるために、距離計測用画像メモリ２２に保存されているＭ枚の計測用Ｂモード画像のうち、最初の画像（インデックスＰ１をもつ画像Ａ）とこの画像に隣接した第２の画像（インデックスＰ２の画像Ｂ）を読み出し、画像位置検出部２３に送る（ステップ３１）。
【０１０３】
この２つの画像は画像位置検出部２３の相関処理器３７に送られ、画像間の相互相関係数が算出される。このとき、それぞれの画像上に少なくとも３つの部位に相互相関係数を算出するための領域を設定し、その各々の領域において相互相関係数を算出する（ステップ３２）。さらに相関処理器３７は得られた相互相関係数を画像位置検出部２３のルックアップテーブル３８に入力する。
【０１０４】
画像制御回路２４はこのルックアップテーブル３８から出力される画像間距離の値を読み取り（ステップＳ３３）、この距離に基づいて３次元画像メモリ２５内に保存されている診断用画像のうち、計測用の画像Ａおよび画像Ｂと同じインデックスＰ１およびＰ２をもつ診断用の画像ＡＡおよび画像ＢＢの座標を設定する。このとき基準となる画像ＡＡの座標に上記画像間距離を加味して画像ＢＢの座標が設定される(ステップＳ３４)。
【０１０５】
同様にして、距離計測用画像メモリ２２の画像Ｂとこれに隣接する画像Ｃに対しても画像間距離が求められ、この画像間距離の値に基づいて、画像Ｃに対応した３次元画像メモリ２５の画像ＣＣの座標が画像ＢＢを基準にして設定される。
【０１０６】
このようにして、隣接した２枚の測定用画像について画像間距離を順次求め、この画像間距離に基づいて診断用画像の座標を順次設定することによって正確な位置関係を有した３次元の画像データが３次元画像メモリ２５に構築される（ステップＳ３２〜Ｓ３６）。
【０１０７】
この３次元画像メモリ２５に対して、操作者は入力部９よりマウスを用いて所望する任意の画像断面を指定することにより、指定した断面の超音波画像を表示部１０にて観察することができる。このとき入力部９から入力される断面指定信号はシステム制御部８を介して画像制御回路２４に送られる。画像制御回路２４は、この指定信号に対応したアドレスに基づいて画像データを３次元画像メモリ２５から読み出し、バッファメモリ２６に一旦記憶した後、表示画像生成部７を介して表示部１０のＴＶモニタに表示する（ステップＳ３７）。
【０１０８】
以上述べたように本発明の第２の実施の形態では通常の診断用画像の収集の場合と比較して送信あるいは受信において使用するチャンネル数（等価的には送信および受信に使用する超音波振動子数あるいは開口）を減らした状態で計測用Ｂモード画像を収集し、この画像を用いて画像間の相互相関処理を行い画像間距離を求める。
【０１０９】
図１２（ａ）は超音波振動子数と収束点におけるビーム幅の関係を示したものであり、ビーム幅は超音波振動子間隔が一様ならば超音波振動子数に反比例する。
【０１１０】
また図１２（ｂ）はビーム幅とスペックルパターンの関係を模式的に示したものである。図１２からビーム幅が大きい場合にはスライス方向に同じ距離だけ移動させてもビーム幅が交差する範囲が比較的大きいため、同一の散乱体からの信号が含まれる確立が高い。従って、多少大きな画像間距離の場合においても相関係数が安定して得られる。
【０１１１】
すなわち第２の実施の形態によれば、送受信時の超音波ビームのビーム幅を広げて得られる計測用Ｂモード画像を用いても第１の実施の形態と同様な効果が得られ、しかもこの方法はシステム制御部８から超音波送信部２あるいは超音波受信部３に送られる制御信号によって行うことができるため、フィルタやスイッチ等の追加が不要となる利点を有している。
【０１１２】
以上、本発明の実施の形態について述べてきたが、上記の実施の形態に限定されるものでは無く、変形して実施することが可能である。図１３は超音波画像の走査密度と走査範囲について示したものであり、上記の実施の形態では計測用Ｂモード画像における超音波走査範囲および走査密度（図１３（ｂ））は図１３（ａ）に示した診断用画像の場合と同様に設定したが、これに限定されるものではなく図１０（ｃ）のように計測用Ｂモード画像の走査密度を粗くしてもよいし、また図１０（ｄ）に示すように計測用Ｂモード画像の走査範囲を狭くしてもよい。
【０１１３】
また帯域制限部４０はフィルタ１７をスイッチ１８により切り替え、診断用Ｂモード画像と計測用Ｂモード画像をシリアルに収集する場合について述べたが、これに限定されるものではなく、診断用のＢモード処理部と計測用のＢモード処理部を独立に備えれば診断用Ｂモード画像データと計測用Ｂモード画像データは同時に短時間で収集することが可能となる。
【０１１４】
さらに、上記の実施の形態では超音波ビームのビーム幅を広げるために送受信に使用する超音波振動子数を低減させる方法について述べたが、他の方法であってもよく、例えば、送受信ビームの収束距離を超音波プローブ１から遠方、あるいは無収束に設定しても類似の効果が得られる。また超音波ビーム幅は送信あるいは受信のいずれか一方についてのみ広げてもよい。
【０１１５】
一方、上記実施の形態では、画像間距離の推定における画像間の類似性の定量化手法として相互相関係数を算出する方法について示したが、この方法に限定されるものでなく、例えば２枚の画像信号について画素単位でサブトラクションを行い、そのサブトラクション値の絶対値の総和あるいはエントロピーを求めて評価してもよい。
【０１１６】
また、実施の形態では、画像データに基づいて画像間距離を求めたが、検波前の受信信号、直交検波後のＩＱ信号(Ｉｎｐｈｅｓｅ−Ｑｕａｄｒａｔｕｅ  Ｓｉｇｎａｌ)等を用いて距離を求めるようにしてもよい。
【０１１７】
さらに、Ｂモード処理部４から出力される画像データを合成する代わりに、ドプラモード処理部６から出力される各断面の血流の平均速度、分散又はパワーの値を画像位置検出部２３の出力に基づいて合成し、血流の平均速度、分散又はパワーの値の３次元画像データを生成するようにしてもよい。なお、この場合に用いられるドップラ信号の分析において、上記のＦＦＴ分析器３２の代わりに、ＭＴＩフィルタ及び自己相関処理回路を用いて血流の速度、分散、パワーを求めてもよい。
【０１１８】
【発明の効果】
本発明によれば、超音波プローブに位置センサを装着することなく、相対的な位置情報を有した複数枚の超音波画像を得ることができるため、３次元画像データを容易かつ正確に収集することが可能となる。
【図面の簡単な説明】
【図１】  本発明の第１の実施形態における超音波診断装置全体の構成を示す図。
【図２】  本発明の画像位置検出部の構成を示す図。
【図３】  本発明の第１の実施の形態の画像データ収集手順のフローチャートを示す図。
【図４】  本発明の第１の実施の形態における帯域制限を示す図。
【図５】  本発明の第１の実施の形態におけるスライス方向の画像データ収集方法を示す図。
【図６】  本発明の第１の実施の形態における画像間相互相関処理を示す図。
【図７】  本発明の第１の実施の形態における相互相関処理領域を示す図。
【図８】  本発明の第１の実施の形態におけるスペックルパターンと相互相関係数の関係を示す図。
【図９】  本発明の第１の実施の形態の変形例を示す図。
【図１０】  本発明の第２の実施の形態における超音波診断装置の構成を示す図。
【図１１】  本発明の第２の実施の形態の画像データ収集手順のフローチャートを示す図。
【図１２】  本発明の第２の実施の形態における超音波ビーム幅とスペックルパターンの関係を示す図。
【図１３】  本発明の第１および第２の実施の形態における超音波走査密度と走査範囲を示す図。
【符号の説明】
１…超音波プローブ
２…超音波送信部
３…超音波受信部
４…Ｂモード処理部
５…３次元画像生成部
６…ドプラモード処理部
７…表示画像生成部
８…システム制御部
９…入力部
１０…表示部
１７…フィルタ
２２…距離計測用画像メモリ
２３…画像位置検出部
２４…画像制御回路
２５…３次元画像メモリ
２６…バッファメモリ
３６…フレームメモリ
３７…相関処理器
３８…ルックアップテーブル
４０…帯域制限部
【図１】
0004137516.tif 000004
【図２】
0004137516.tif 000005
【図３】
0004137516.tif 000006
【図４】
0004137516.tif 000007
【図５】
0004137516.tif 000008
【図６】
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【図７】
0004137516.tif 000010
【図８】
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【図９】
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【図１０】
0004137516.tif 000013
【図１１】
0004137516.tif 000014
【図１２】
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【図１３】
0004137516.tif 000016