JP2002315754A - Fine-diameter probe type ultrasonic diagnostic instrument - Google Patents
Fine-diameter probe type ultrasonic diagnostic instrumentInfo
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Abstract
Description
【０００１】[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。The present invention relates to a small-diameter probe-type ultrasonic diagnostic apparatus equipped with a small-diameter probe that can be inserted into a body cavity such as a blood vessel or a bile duct.
【０００２】[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ＰＴＣ
Ａ（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。2. Description of the Related Art In recent years, a small-diameter probe is directly inserted into a body cavity such as a blood vessel or a bile duct of a patient to diagnose a lesion, stenosis, or the degree of cancer infiltration into a vessel wall, and to perform an operation plan or a postoperative treatment effect. Make a decision, TAE (transcatheter arterial embolization) or PTC
Treatments such as A (percutaneous coronary dilatation) and PTCR (percutaneous intracoronary thrombolysis) have been attempted. For this reason, it is necessary for the surgeon to grasp the entry position of the catheter or the small-diameter probe and confirm that the distal end reaches the diagnosis site or the treatment site.
【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。[0003] Conventionally, an in-vivo catheter or small-diameter probe invasion site is photographed using an X-ray fluoroscope, and an operator views the X-ray image displayed on a monitor and views the distal end of the catheter or small-diameter probe. I was monitoring the location.
However, in monitoring by X-ray fluoroscopy, it is inevitable that not only patients but also operators will be exposed to X-rays.
【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。For this reason, there has been proposed a method of confirming the position of the distal end of a catheter or a small-diameter probe using an ultrasonic diagnostic apparatus instead of an X-ray fluoroscope. Ultrasound diagnostic equipment emits an ultrasonic beam from the surface of the body toward the body using an external probe, receives echo signals reflected from parts having a difference in acoustic impedance, and reconstructs and images this. Things. However, the surfaces of catheters and small diameter probes are smooth and generally bent in vivo. For this reason, since the ultrasonic beam incident from the body surface is regularly reflected on the surface of the catheter or the small diameter probe, it often does not return to the body surface probe, and it is very difficult to detect the position and image it. there were. Thus, Japanese Patent Laid-Open No. 4-129543 proposes a method in which a transducer is installed at the tip of a catheter or a small-diameter probe and positional information is obtained by receiving an ultrasonic beam transmitted from an extracorporeal probe.
【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。[0005] Based on the obtained positional information of the tip of the small-diameter probe, the external appearance structure of a blood vessel generated by performing threshold processing, maximum value projection processing, and the like on volume data obtained through a two-dimensional array probe outside the body. It has also been proposed that the position of the tip of the small-diameter probe is displayed as a marker in a three-dimensional rendering image (see FIG. 8) representing. The catheter operator can perform the catheter insertion operation while confirming the tip position of the small-diameter probe with the marker in the three-dimensional rendering image.
【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。However, when a catheter is inserted into a blood vessel that travels in a complicated manner, it may be difficult to determine from a three-dimensional rendering image whether the blood vessel is to be advanced in the up, down, left, or right direction. In addition, when the catheter insertion path is long, it is often difficult to draw only one three-dimensional rendering image. In these cases, if necessary, image operations such as rotating the three-dimensional rendering image and performing clipping are performed to avoid the problem by drawing a necessary part. However, there is a problem that the burden on the patient increases due to a longer catheter examination or operation time.
【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。It is considered that the above problem can be alleviated by providing a forward-looking function or a bending function at the distal end of the catheter. However, since the distal end of the catheter becomes large, the operability is deteriorated and the catheter is not used. Range limits,
In addition, there is a problem that the cost of the catheter itself increases, and the feasibility is low.
【０００８】[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。SUMMARY OF THE INVENTION It is an object of the present invention to provide information in a small-diameter probe type ultrasonic diagnostic apparatus capable of suitably navigating an insertion operation of a small-diameter probe.
【０００９】[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。According to the present invention, there is provided a small-diameter probe for acquiring and displaying radial ultrasonic image data representing a tissue form around the small-diameter probe through a small-diameter probe inserted into the body of a subject. In the ultrasonic diagnostic apparatus, an extracorporeal ultrasonic probe applied to the body surface of the subject, means for acquiring three-dimensional volume data relating to a tissue form inside the subject via the extracorporeal ultrasonic probe, Position detecting means for detecting the position of a diameter probe, and means for generating perspective projection image data from the three-dimensional volume data with a line of sight in front of the small diameter probe, with the position of the small diameter probe as a viewpoint, Means for displaying perspective projection image data.
【００１０】[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（ＩＶＵ
Ｓ；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。DESCRIPTION OF THE PREFERRED EMBODIMENTS The present invention relates to a small-diameter probe-type ultrasonic diagnostic apparatus. The small diameter probe is typically used in a state of being inserted into a catheter (capillary tubule).
The catheter is an intravascular ultrasound catheter (IVU
S; Intravascular Ultrasound) and an ultrasonic small diameter probe for use in a body cavity are generally IDUS (Intraductal Ultrasound).
【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。FIG. 1 shows a configuration of a small-diameter probe type ultrasonic diagnostic apparatus according to an embodiment of the present invention. This device is a part of the basic function of the small diameter probe type ultrasonic diagnostic device,
That is, the periphery of the catheter is radially (circularly) scanned via a micro-transducer (micro-transducer) 26 for two-dimensional imaging arranged inside the distal end of the catheter to acquire a circular tissue morphological image (hereinafter simply referred to as a radial image). In addition to the radial two-dimensional scanning part, a navigation part for detecting the position of the catheter and a real-time three-dimensional ultrasonic imaging part for extracorporeal use are characteristically equipped.
【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。(Radial Two-Dimensional Scanning Portion) A small transducer 26 for two-dimensional imaging is arranged near the tip of the small-diameter probe 22, specifically, a predetermined distance behind the navigation transducer 23. The radial two-dimensional scanning portion obtains a circular two-dimensional image representing the tissue morphology by scanning the transducer 26 around the transmitting / receiving section 27 through the transducer 26, typically while mechanically rotating the transducer 26. It is a unit for. In addition, the ultrasonic waves used in the radial two-dimensional scanning part include the ultrasonic waves generated by the mechanical vibration of the transducer 26 due to the drive signal, propagate through the inside of the subject, and have an acoustic impedance discontinuity in the middle thereof. The light is reflected and returned to the transducer 26 as an echo. This echo causes the transducer 26 to vibrate mechanically. The generated weak electric signal is amplified by the preamplifier of the transmission / reception unit 27, digitized, subjected to quadrature detection by the digital receiver 28, and further subjected to envelope detection by the echo processor 29. The generated ultrasonic vector data is transmitted to the two-dimensional scan converter 30.
After being converted into circular pixel data by, it is sent to the video interface 10.
【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２
３から無指向性超音波パルスが発生する。(Catheter Navigation Section) The catheter navigation section is provided for detecting the position of the distal end of the small-diameter probe 22. FIG. 2 (a), FIG.
As shown in (b), a navigation transducer 23 is arranged at the tip of the small-diameter probe 22. The transmission unit 24 applies a drive signal to the navigation transducer 23 in synchronization with a navigation pulse generation signal generated by the real-time controller 21. The navigation transducer 2
From 3, an omnidirectional ultrasonic pulse is generated.
【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。The omnidirectional ultrasonic pulse propagates inside the subject and is received by the extracorporeal ultrasonic probe 11.
The position detector 25 estimates the position of the navigation transducer 23, that is, the tip position of the small-diameter probe 22, based on the received signal. Of course, this position is the tip position of the small-diameter probe 22 relative to the extracorporeal ultrasonic probe 11, and is a coordinate system unique to the extracorporeal ultrasonic probe 11, for example, the extracorporeal ultrasonic probe 11
Are represented in an XYZ coordinate system with the origin at the center of.
【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。Typical position estimation methods include a GPS method and a maximum energy pulse detection method. In the present embodiment, either of them may be adopted, or both may be adopted,
They may be used selectively, or both may be used together to determine the final position from the two results (estimated position).
【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。A) GPS system Three discrete points in the array plane of the extracorporeal ultrasonic probe 11
In other words, based on the phase difference or time difference of three received signals of navigation ultrasonic pulses received in three discrete groups as three discrete transducers or a predetermined number of adjacent transducers as one group, extracorporeal ultrasonography is performed. The position of the navigation transducer 23 as viewed from the center point of the sound probe 11 is estimated.
In principle, position estimation can be performed by one reception, but if the S / N is poor, transmission and reception and position estimation are repeated several times, and the center of gravity of the plurality of estimated positions is used as the final position. It may be determined.
【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。B) Maximum energy pulse detection method The navigation ultrasonic pulse received by the extracorporeal ultrasonic probe 11 is beamformed in multiple directions by the digital beamformer 14, and the maximum energy (maximum wave height) therein is detected by the position detector 25. Extract the position of the point on the obtained beam. In other words, the maximum energy point obtained by scanning the entire volume is the source of the navigation ultrasonic pulse, that is, the position of the navigation transducer 23. This method achieves a higher S / N than the GPS method described above, but requires a long time for estimation because the beamforming process is repeatedly performed in multiple directions.
【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。(External Real-Time Three-Dimensional Ultrasound Imaging Part) The real-time three-dimensional extracorporeal ultrasonic probe 11
Unlike the small-diameter probe 22 inserted inside the subject,
As shown in FIG. 2 (a), this is a type of probe that is brought into contact with the body surface of a subject, and is used to scan a three-dimensional (3D) region inside the subject with ultrasonic waves at high speed. , 2
It has a plurality of transducers arranged in a dimension. The transmitting unit 12 is connected to the extracorporeal ultrasonic probe 11 at the time of transmission, and the receiving unit 13 is connected at the time of reception.
The transmission unit 12 includes a plurality of pulsars connected to a plurality of transducers, a transmission delay circuit, and a pulse generator. The pulser is generated by a pulse generator at a fixed cycle, and is triggered by a pulse signal delayed for beaming and directivity of an ultrasonic wave by a transmission delay circuit as a trigger, and a driving signal (high-frequency voltage signal) is transmitted to the transducer. Is applied.
【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。The ultrasonic wave generated by the mechanical vibration of the transducer to which the drive signal is applied propagates inside the subject, is reflected by an acoustic impedance discontinuity surface in the middle, and returns to the probe 11 as an echo. come. This echo mechanically vibrates the transducer of the probe 11. The weak electric signal generated by this is amplified by the preamplifier of the receiving unit 13, digitized, and subjected to the phasing addition processing by the digital beamformer 14. As a result, a reception signal having directivity is generated. The transmission unit 12 and the reception unit 13 change the directivity of transmission and reception for each transmission and reception under the control of the real-time controller 21 to scan the three-dimensional region inside the subject with an ultrasonic beam. In an actual inspection, the position of the extracorporeal probe 11 is set so that the vicinity of the tip of the small-diameter probe 22 is included in the three-dimensional scanning range.
【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。The received signal generated by the receiving unit 13 is
The digital signal is subjected to quadrature detection by the digital receiver 15 and further supplied to the echo processor 16. Echo processor 16
Generates data representing the tissue morphology by envelope detection of the received signal. This data is stored in the three-dimensional scan converter 17
Is converted into three-dimensional volume data as a voxel aggregate, and supplied to three-dimensional renderers 18 and 19 that generate two types of three-dimensional images from the three-dimensional volume data. Rendering, as is well known, refers to converting the three-dimensional representation of volume data into two-dimensional images so that they can be drawn on the display monitor 9, and as a process, first converts the coordinate position of the volume data into a viewpoint coordinate system. Then, an image is generated through hidden surface processing and shading for shading the object surface. Here, two systems 18 and 19 are provided as three-dimensional renderers. These two systems of three-dimensional renderers 18 and 19 generate three-dimensional images of expressions different from each other.
【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。From the three-dimensional volume data acquired via the two-dimensional array probe 11 outside the body, the three-dimensional renderer 18 sets the viewpoint to an arbitrary position outside the three-dimensional region (outside the body), for example, the center position of the extracorporeal probe 11. And place it in
FIG. 3 shows a line of sight toward the detected catheter tip position.
A three-dimensional rendering image representing the appearance structure of a blood vessel similar to the conventional one shown on the left screen of FIG. 3D renderer 19
Shows three-dimensional volume data acquired via the two-dimensional array probe 11 outside the body, and viewed from the distal end of the catheter in the same visual direction in the axial direction (traveling direction) from the distal end of the catheter as shown in the right screen of FIG. Generate an endoscope-like perspective projection image. The three-dimensional rendering image and the endoscope-like perspective projection image are combined into one screen by the video interface 10,
It is displayed on the display monitor 9 at the same time. The operator
A conventional three-dimensional rendering image is used to grasp the blood vessel running and the approximate position of the catheter, and at the same time, navigate the catheter using an endoscope-like perspective projection image, that is, to confirm whether the catheter is inserted in a blood vessel branch to be advanced. be able to.
【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。In the three-dimensional renderer 19, the volume
The rendering process is enabled by one or both of rendering and surface rendering.
As an actual configuration example, as shown in a typical configuration in FIG. 4, an input stage is composed of two systems of volume memories 32 and 33 centered on a memory controller 31, and a direct memory access controller 34 A processing stage is connected at a high speed via a PCI bus 34 under the standard. The processing stage has a general configuration including a system controller 38, a CPU 36, a main memory 39, a graphic controller 40, and a frame memory 41. Can be provided. In addition,
In order to speed up the volume rendering and the surface rendering by performing parallel processing, the CPUs 36 and 37 can be parallelized as shown in FIG.
In this case, the system controller 38 has two CPU interfaces and the OS uses a multithread function. The two types of rendering processing are each processed in parallel as different threads.
【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、Ｏｐ
ｅｎＧＬ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。In the three-dimensional renderer 19, as the surface rendering, the boundary of the inner wall of the blood vessel or the inner wall of the body cavity is extracted from the three-dimensional volume data acquired through the two-dimensional array probe 11 outside the body to generate boundary surface geometric information. A generally known method such as the SNAKE method or the ACT method can be used for the boundary extraction. In order to improve the efficiency of searching for the inner wall of the blood vessel, the inner wall of the blood vessel is searched using the position of the transducer 23 (the position of the distal end of the catheter) as an initial position. The boundary surface geometric information is expressed as a set of triangles, and is generated as polygon information widely used in computer graphics. In particular, 3D graphics API (Application Program Interface)
By holding data in a format compatible with OpenGL, which is one of the above, drawing by a low-cost personal computer can be realized. Specifically, Op
The image is drawn by a surface rendering method using enGL. In order to perform perspective projection with depth,
Correct the size and projection position of the polygon according to the distance between the viewpoint and the polygon.
【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。The viewpoint is set at the tip position of the detected catheter. In addition, the gaze direction is set along the traveling direction of the catheter by calculating the traveling direction of the catheter from the two catheter tip positions detected by the current and previous two consecutive position detection operations. If the movement amount of the catheter between the two position detection operations is 0, that is, if the catheter is stationary during that time, the gaze direction is set to be the same as the previous gaze direction. If there is some movement due to heartbeat, if below a certain threshold,
The direction may not be changed.
【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。Immediately after the start of navigation, the direction of movement of the catheter is not determined, so the direction is determined by one of the following methods. Method 1) An initial traveling direction is determined as a default value. Method 2) The user sets an initial traveling direction using input means such as a mouse or a joystick. Method 3) Search in six directions from the viewpoint position, and assume that the distance until collision with the polygon is the longest.
【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。This method 3 is based on the premise that when starting navigation, the catheter is often placed at the end of the volume. In addition, texture
As the mapping, volume data collected via a two-dimensional array probe 11 outside the body, or function / morphological information obtained from a three-dimensional volume obtained by mechanically scanning a vibrator attached to the tip of the catheter is used. The texture is defined as a texture corresponding to the generated polygon, and texture mapping is performed on the perspective projection image.
This can be realized as a function defined by OpenGL. The function / form information includes the following.
【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。As information collected by the extracorporeal probe 11, a blood flow velocity or a blood flow direction measured by a color Doppler method is mapped. The information collected by the catheter probe 22 includes a blood vessel / body cavity wall thickness. The thickness is calculated by performing threshold processing on the reflection intensity from the blood vessel wall, and is associated with hue, saturation, and luminance (including gray level). The simplest method is to measure the thickness radially from the surface of the vibrator. However, when the thickness is eccentric, an error occurs. By determining the center by extracting the blood vessel wall and calculating the center of gravity, it is possible to more accurately estimate the wall thickness.
【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。Further, there is a degree of wall unevenness. Volume data collected via the extracorporeal two-dimensional array probe 11 has a larger position error than volume data collected by the catheter probe 22. Therefore, the extracted blood vessel geometric information does not reflect subtle irregularities on the blood vessel surface. Extract the vascular surface collected with the catheter and fit the ellipse. Calculate the difference from the ellipse at each part,
Correspond to gray level or hue, saturation, and luminance.
【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。When the information collected by the catheter probe is texture-mapped, the texture of the portion where the catheter has not reached is displayed in a different representation, so that when the catheter is pulled back, it is easy to recognize whether the catheter has reached or not reached. it can.
【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。In the 3D renderer 19, as described above, instead of generating polygon information by boundary extraction,
It is also possible to generate a perspective projection image using a volume rendering method. Although processing is heavier than surface rendering, a relatively good three-dimensional image can be obtained even when boundary extraction is difficult. The method of determining the gaze direction is the same as in the case of surface rendering.
【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。FIG. 6A shows three-dimensional volume scanning by the extracorporeal ultrasonic probe 11 in this embodiment.
4 shows a sequence of positioning scanning in which an omnidirectional ultrasonic wave is transmitted from the transducer 23 to detect the position of the transducer 23 (the distal end position of the catheter) of the small-diameter probe 22 and is received by the extracorporeal ultrasonic probe 11. ing. As described above, since these operations use ultrasonic waves in the same frequency band, it is necessary to perform both operations in a time-division manner. Here, the volume
Every time the scanning is repeated a predetermined number of times, for example, eight times, the positioning scanning is performed once.
【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。As shown in FIG. 6B, the positioning scan is performed a plurality of times for one volume scanning. This timing chart shows an example of control that is performed three times: at the start, at the end, and in the middle of volume scanning. Since the time required for volume scanning is very long in the scanning method using the color Doppler method, frequent updating of the catheter position marker and the perspective image facilitates the navigation of the catheter. When the collection time of the volume scanning is short, by performing the averaging process of the detected positions, it becomes possible to minimize the influence of the positional deviation due to the heartbeat. Positioning scanning at the end of volume scanning can also serve as that at the start of next volume scanning.
【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，ｙ
１）、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（ｘ
２，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。FIG. 7 is an explanatory diagram relating to the detection of the position of the transducer 23 (the distal end position of the catheter) of the small-diameter probe 22 by the position detector 25. The center position of the extracorporeal real-time three-dimensional ultrasonic probe 11 is set to the origin (0, 0) of the X and Y axes. N1 is the position of the navigation transducer 23 attached to the tip of the catheter at time t1 (x1, y
1), P1 is the position of the radial scan transducer 26 attached to the center of the catheter at that time. Let L be the fixed distance between the navigation transducer 23 and the radial scan transducer 26. In addition, from time t1, the positioning
The position of the navigation transducer 23 at time t2 after the elapse of the scanning period is set to N2 (x
2, y2), radial scan transducer 26
Is P2. Thus, the catheter is traveling from N1 to N2 (P1 to P2). A line connecting these N1 and N2 (P1 and P2) is D, and a line E1 perpendicular to D corresponds to a plane including a cross section (radial scan plane) of an image obtained by the radial scan transducer 26 of the catheter. Similarly, the cross section after a certain time is E2.
【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，Ｅ
２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。Then, from the volume data collected by the extracorporeal real-time three-dimensional probe 11, the sections E1, E
It is necessary to derive the information on 2 and the position and direction of this cross section are calculated by the radial scan plane selector 31 in FIG. The calculation result or voxel data on the section indicated by the calculation result is sent to the video interface 10.
【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The following is an example of the calculation method. The slope of the straight line D: (y 2 −y 1 ) / (x 2 −x 1 ) Since the slopes of the straight lines E 1 and E 2 are perpendicular to D: (x 2 −
x 1 ) / (y 2 −y 1 ) Equation of straight line E2
【数１】 とおくと、直線Ｅ２は、点Ｐ２を通るので、Ｐ２の座標
は、(Equation 1) Since the straight line E2 passes through the point P2, the coordinates of P2 are
【数２】 で与えられる。また、(Equation 2) Given by Also,
【数３】 よって、直線Ｅ２の式は、(Equation 3) Therefore, the equation of the straight line E2 is
【数４】 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。(Equation 4) Becomes The position data on E2 can be read from this relational expression.
【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。The present invention is not limited to the above-described embodiment, and can be variously modified and implemented without departing from the gist of the present invention. Furthermore, the above-described embodiment includes various stages, and various inventions can be extracted by appropriately combining a plurality of disclosed components. For example, some components may be deleted from all the components shown in the embodiment.
【００３７】[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。According to the present invention, the operation of inserting the small diameter probe can be suitably navigated.
【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。FIG. 1 is a block diagram showing a configuration of a small-diameter probe-type ultrasonic diagnostic apparatus according to an embodiment of the present invention.
【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。FIG. 2 is a schematic diagram showing an arrangement of a small diameter probe and an extracorporeal ultrasonic probe in FIG. 1;
【図３】図１のディスプレイモニタの表示画面例を示す
図。FIG. 3 is a view showing an example of a display screen of the display monitor shown in FIG. 1;
【図４】図１の３Ｄレンダラーの構成例を示す図。FIG. 4 is a diagram showing a configuration example of the 3D renderer of FIG. 1;
【図５】図１の３Ｄレンダラーの他の構成例を示す図。FIG. 5 is a diagram showing another configuration example of the 3D renderer of FIG. 1;
【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。FIG. 6 is a diagram showing a sequence of a 3D volume scan and a positioning scan in the embodiment.
【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。FIG. 7 is an explanatory diagram of a method for calculating the relative position and direction of the small diameter probe with respect to the extracorporeal probe by the position detector of FIG.
【図８】従来の表示画面例を示す図。FIG. 8 is a view showing an example of a conventional display screen.
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。 9 display monitor, 10 video interface, 11 real-time 3D extracorporeal ultrasonic probe, 12 transmitter, 13 receiver, 14 digital beamformer, 15 digital receiver, 16 echo processor, 17 3D scan converter , 18 3D renderer, 19 3D renderer, 20 real-time controller, 21 real-time controller, 22 small-diameter ultrasonic probe, 23 transducer for navigation, 24 transmission unit, 25 position detector, 26 two-dimensional imaging Transducer, 27 ... Transceiving unit, 28 ... Digital receiver, 29 ... Echo processor, 30 ... 2D scan converter.
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き Ｆターム(参考） 4C301 BB22 EE13 FF09 GD07 JC00 5B057 AA07 BA05 CA08 CA13 CA16 CB08 CB13 CB16 CE20 ──────────────────────────────────────────────────続 き Continued on the front page F term (reference) 4C301 BB22 EE13 FF09 GD07 JC00 5B057 AA07 BA05 CA08 CA13 CA16 CB08 CB13 CB16 CE20
Claims (15)
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。1. A small-diameter probe-type ultrasonic diagnostic apparatus for acquiring and displaying radial ultrasonic image data representing a tissue form around the small-diameter probe via a small-diameter probe inserted into a body of a subject, An extracorporeal ultrasonic probe applied to the body surface of the subject, means for acquiring three-dimensional volume data on a tissue morphology inside the subject via the extracorporeal ultrasonic probe, and a position for detecting the position of the small-diameter probe Detecting means; means for generating perspective projection image data from the three-dimensional volume data with a line of sight in front of the small diameter probe, with the position of the small diameter probe as a viewpoint; and means for displaying the perspective projection image data An ultrasonic diagnostic apparatus comprising:
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。2. The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1, wherein said extracorporeal ultrasonic probe includes a plurality of transducers arranged two-dimensionally.
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。3. The means for detecting the position of the small-diameter probe includes: a vibrator mounted on the small-diameter probe for generating omnidirectional ultrasonic waves; and the non-directional ultrasonic probe received via the extracorporeal ultrasonic probe. 2. The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1, further comprising: position calculating means for calculating a relative position of the small-diameter probe based on a reception signal of the directional ultrasonic wave.
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。4. The position calculating means calculates a relative position of the small-diameter probe based on a phase difference or a time difference of reception signals received at at least three discrete points of the extracorporeal ultrasonic probe. The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 3, wherein:
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。5. The method according to claim 1, wherein the position calculating means specifies a point indicating a maximum intensity of a reception signal having a different directivity received through the extracorporeal ultrasonic probe as a relative position of the small diameter probe. The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 3, wherein
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。6. The perspective projection image data generating means calculates a traveling direction of the small-diameter probe based on the detected at least two positions, and specifies the viewing direction based on the traveling direction. The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1, wherein
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。7. The perspective projection image data generating means, when the traveling direction of the small-diameter probe is reversed with the regression of the small-diameter probe, reversing the line of sight with respect to the reversed traveling direction. 7. The method according to claim 6, wherein
An ultrasonic diagnostic apparatus as described in the above.
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。8. The perspective projection image data includes a volume
The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1, wherein the ultrasonic diagnostic apparatus is generated by at least one of a rendering method and a surface rendering method.
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。9. The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1, further comprising means for synthesizing a blood flow velocity image with the perspective projection image.
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。10. The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1, further comprising means for generating three-dimensional rendering image data representing an appearance structure of a blood vessel from said three-dimensional volume data.
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。11. The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 10, wherein a marker representing a position of the small-diameter probe is combined with the three-dimensional rendering image data.
された前記細径プローブの複数の位置の加重平均により
特定される位置に設定されることを特徴とした請求項１
１記載の超音波診断装置。12. The apparatus according to claim 1, wherein the marker is set at a position specified by a weighted average of a plurality of positions of the small diameter probe detected a plurality of times.
2. The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1.
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。13. The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 10, wherein the three-dimensional rendering image data is displayed simultaneously with the perspective projection image data.
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。14. The ultrasonic scanning for acquiring the three-dimensional volume data and the transmission and reception of the omnidirectional ultrasonic wave for detecting the position of the small-diameter probe are repeated in a time division manner. The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 3.
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は交互に行われる
ことを特徴とした請求項１４記載の超音波診断装置。15. An ultrasonic scanning for acquiring the three-dimensional volume data and transmission and reception of the omnidirectional ultrasonic wave for detecting a position of the small-diameter probe are performed alternately. Item 15. An ultrasonic diagnostic apparatus according to Item 14.
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|---|---|---|---|
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