JP2008012150A - 超音波診断装置、及び超音波診断装置の制御プログラム - Google Patents

Abstract

【課題】穿刺針が見やすい３次元画像を生成し、穿刺針と組織との空間的な位置関係の把握が容易な３次元画像を生成することが可能な超音波診断装置を提供する。
【解決手段】送受信部３は、相対的に高い送信周波数の超音波を超音波プローブ２に送信させて第１のボリュームデータを取得し、更に、相対的に低い送信周波数の超音波を超音波プローブ２に送信させて第２のボリュームデータを取得する。画像生成部６は、第１のボリュームデータと第２のボリュームデータを合成して合成データを生成し、第１のボリュームデータについては組織の表示に適した画像生成条件、第２のボリュームデータについては電極針の表示に適した画像生成条件に従って、合成データから３次元画像データを生成する。
【選択図】図１

Description

この発明は、３次元画像データを生成する超音波診断装置、及び超音波診断装置の制御プログラムに関し、特に、ラジオ波焼灼療法（Ｒａｄｉｏ Ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ Ａｂｌａｔｉｏｎ：ＲＦＡ）を支援するための超音波診断装置、及び超音波診断装置の制御プログラムに関する。

近年、特に肝臓がんに対する治療法の１つとして、ラジオ波焼灼療法が用いられることが多くなってきた。ラジオ波焼灼療法は、がん組織に細い電極針を刺入し、周波数が比較的低いラジオ波を流すことで発生する熱でがん組織を焼灼して、がん組織を壊死させる治療法である。

電極針（以後、「穿刺針」と称する）をがん組織に刺入する際に、超音波診断装置が用いられることが多い。すなわち、超音波診断装置を用いることで、穿刺針とがん組織を超音波画像で同時に映像化し、その超音波画像を参照しながら穿刺針をがん組織に刺入させていく。また、焼灼中の様子や焼灼後の焼灼範囲の確認にも超音波撮像が用いられている。

ところで、ラジオ波焼灼療法に用いられる穿刺針には複数のタイプが存在する。図１５に穿刺針の１例を示す。図１５は、穿刺針を示す斜視図である。図１５に示す穿刺針６００は展開型の穿刺針であり、やや太めの針（外套針）６０１から、複数の電極針６０２が全体としてはトランペットのように開いた状態になるように出てくる。複数の電極針６０２は、がん組織に刺入させていくと湾曲した状態になる。また、直線状の穿刺針を用いる場合であっても、組織内において穿刺針が曲がることがある。

穿刺針からの超音波の反射は、超音波の送信方向と穿刺針の反射面の方向とのなす角度に依存しているため、この角度によっては穿刺針からの超音波の反射が観測できず、超音波画像に穿刺針を表示できない場合がある。例えば、上述したように穿刺針は組織内で湾曲するため、その湾曲の角度によっては、穿刺針からの超音波の反射が観測できず、超音波画像に穿刺針を表示できない場合がある。また、穿刺針の先端部が見え難いという問題が従来から知られている。これらの問題を解決するための様々な提案がなされている。

例えば、ドプラ周波数偏移信号を検出することでカラーフロー画像を生成し、そのカラーフロー画像のゲインを調整して、Ｂモード画像にカラーフロー画像を重畳して表示する超音波診断装置が知られている（例えば特許文献１）。

また、高輝度部でかつ輝度が大きく変化した部分を抽出し、その部分を色づけして断層像上に重畳して表示する超音波診断装置が知られている（例えば特許文献２）。輝度が大きく変化した部分は穿刺針に相当すると考えられるため、その部分を抽出して超音波画像に重畳することにしている。

また、穿刺針を刺入する前に取得した断層像データと、刺入した後に取得した断層像データとの差分を求め、その差分を刺入後に取得した断層像データに加算して表示する超音波診断装置が知られている（例えば特許文献３）。

また、穿刺針の刺入角度に応じて超音波ビームを偏向させることで、穿刺針に対して垂直方向から超音波ビームを照射する超音波診断装置が知られている（例えば特許文献４）。

上述した従来技術に係る超音波診断装置は、２次元の断面を表す２次元画像データ（断層像データ）を取得する装置である。２次元画像を用いた場合では、超音波ビームが形成する２次元の面（以下、「走査面」と称する場合がある）から穿刺針がずれてしまった場合、つまり、穿刺針が走査面を貫いた場合に、穿刺針の撮像が困難になる問題がある。特に、ラジオ波焼灼療法においては、上述したように複数の湾曲した穿刺針を用いる場合には、２次元画像を用いただけでは、穿刺針の観測は困難になる。治療を行う術者は、がん組織と穿刺針との空間的な位置関係を把握することにより、穿刺針ががん組織に刺入されているか否かを判断するが、２次元画像からでは空間的な位置関係を把握することは困難である。

ところで、近年では、超音波振動子が所定方向（走査方向）に配列された１次元超音波プローブを備え、超音波振動子を走査方向に直交する方向（揺動方向）に機械的に揺動することで、３次元的にデータを取得することが可能な機械式超音波診断装置が知られている。この機械式超音波診断装置は、超音波振動子を機械的に往復運動させながら複数の２次元画像データを取得し、複数の２次元画像データに基づいて３次元のボリュームデータを生成して、３次元画像データを生成する。

また、超音波振動子が格子状（マトリックス状）に配置された２次元超音波プローブを備え、３次元のボリュームデータの取得が可能な３次元超音波診断装置が知られている。

上記の機械式超音波診断装置や３次元超音波診断装置によって３次元画像データを利用することが可能になったため、２次元画像のみを用いていた場合における問題点を克服することが可能となった。

例えば、複数の走査面で超音波画像を取得し、超音波画像から高輝度領域を抽出して穿刺針の部分とみなし、その高輝度領域（穿刺針）が所定の基準面からずれていると判断したときは警告を発する超音波診断装置が知られている（例えば特許文献５）。また、３次元画像データから穿刺針の位置を推定し、その推定の結果を用いて３次元画像内での断面位置を決定する超音波診断装置が知られている（例えば特許文献６）。

特開平７−２７５２４８号公報 特開２０００−１０７１７８号公報 特開２００１−２６９３３９号公報 特開２００４−２０８８５９号公報 特開２００５−３４２１２８号公報 特開２０００−１８５０４１号公報

以上のように、従来においては様々な提案がなされているが、撮像領域に穿刺針が含まれていても穿刺針が見え難い場合があるという問題は、３次元画像データを利用するだけで解決するものではなく、穿刺針を見やすくすることに改善の余地が残されている。

また、従来技術に係る超音波診断装置では、がん組織と穿刺針との空間的な位置関係を把握することは困難であった。穿刺針自体が見え難く、さらに、穿刺針とがん組織とで、超音波画像の輝度値に大きな差があるとは限らないからである。超音波画像の輝度値に大きな差がない場合、超音波画像上で穿刺針とがん組織を区別することが困難であるため、がん組織と穿刺針との空間的な位置関係の把握が困難になる。その結果、穿刺針ががん組織に刺入しているか否かの判断が困難になる。

この発明は上記の問題を解決するものであり、穿刺針が見やすく、穿刺針と組織との空間的な位置関係の把握が容易な画像を生成することが可能な超音波診断装置、及び超音波診断装置の制御プログラムを提供することを目的とする。

請求項１に記載の発明は、第１の送信周波数で超音波を被検体に送信することで第１のボリュームデータを取得し、前記第１の送信周波数よりも周波数が低い第２の送信周波数で超音波を前記被検体に送信することで第２のボリュームデータを取得する取得手段と、前記第１のボリュームデータと前記第２のボリュームデータを合成して合成データを生成する合成手段と、前記合成データに基づいて３次元画像データを生成する画像生成手段と、を有することを特徴とする超音波診断装置である。

請求項１１に記載の発明は、第１の方向に超音波を送信して、前記第１の方向における第１のボリュームデータを取得し、前記第１の方向を含む複数の方向に超音波を送信することで、個々の方向ごとにボリュームデータを取得する取得手段と、前記個々の方向ごとに取得された各ボリュームデータを構成するデータであって、所定の閾値以下となるデータを相対的に低いボクセル値に変換する閾値処理手段と、前記閾値処理が施された各方向におけるボリュームデータを加算する加算手段と、前記第１のボリュームデータと前記加算後のボリュームデータを合成して合成データを生成する合成手段と、前記合成データに基づいて３次元画像データを生成する画像生成手段と、を有することを特徴とする超音波診断装置である。

請求項１２に記載の発明は、コンピュータに、第１の送信周波数で超音波を被検体に送信させることで第１のボリュームデータを取得させ、前記第１の送信周波数よりも周波数が低い第２の送信周波数で超音波を前記被検体に送信させることで第２のボリュームデータを取得させる取得機能と、前記第１のボリュームデータと前記第２のボリュームデータを合成して合成データを生成させる合成機能と、前記合成データに基づいて３次元画像データを生成させる画像生成機能と、を実行させることを特徴とする超音波診断装置の制御プログラムである。

この発明によると、相対的に高い送信周波数（第１の送信周波数）の超音波でスキャンすることで、組織が見やすい３次元画像が得られ、相対的に低い送信周波数（第２の送信周波数）の超音波でスキャンすることで、穿刺針が見やすい３次元画像が得られる。そして、相対的に高い送信周波数の超音波で得られた第１のボリュームデータと、相対的に低い送信周波数の超音波で得られた第２のボリュームデータとを合成し、その合成データに基づいて３次元画像データを生成することで、組織と穿刺針との空間的な位置関係が容易に把握できる３次元画像が得られる。

［第１の実施の形態］
この発明の第１の実施形態に係る超音波診断装置の構成について図１を参照して説明する。図１は、この発明の第１の実施形態に係る超音波診断装置の概略的な構成を示すブロック図である。

第１の実施形態に係る超音波診断装置１は、相対的に高い送信周波数（第１の送信周波数）の超音波でスキャンすることで得られた第１のボリュームデータと、相対的に低い送信周波数（第２の送信周波数）の超音波でスキャンすることで得られた第２のボリュームデータとを合成し、その合成後のボリュームデータに基づいて３次元画像データを生成する。相対的に高い送信周波数の超音波でスキャンすることで、組織が見やすい３次元画像が得られ、相対的に低い送信周波数の超音波でスキャンすることで、穿刺針が見やすい３次元画像が得られる。従って、第１のボリュームデータと第２のボリュームデータとを合成したボリュームデータに基づいて生成された３次元画像データによると、組織と穿刺針との空間的な位置関係を容易に把握することが可能となる。以下、超音波診断装置１の各部を説明する。

超音波プローブ２は、複数の超音波振動子２１が所定方向（走査方向）に１列に配列された１次元超音波プローブであって、走査方向に直交する方向（揺動方向）に超音波振動子２１を機械的に揺動することが可能な１次元超音波プローブである。つまり、超音波振動子２１は、振り子のように運動するようになっている。超音波振動子２１は、可動機構２２によって機械的に揺動するようになっている。可動機構２２はモータ２３によって動作し、モータ２３の回転速度により、その動作速度は変化する。モータ２３の回転速度やその他の制御は、制御部８からの制御信号に基づいて行なわれる。なお、超音波振動子２１を直線的に往復運動させてもよい。

送受信部３は送信部と受信部を備え、制御部８からの制御に基づき、各超音波振動子２１に所定の遅延を与えたタイミングで送信パルスを供給する。これにより、超音波振動子２１は超音波を発生して、その配列に応じた２次元の断面（走査面）を走査する。超音波振動子２１から発生した超音波は被検体に照射されると、被検体内の臓器等の組織で反射し、反射信号（エコー信号）として超音波振動子２１にて受信される。送受信部３は、超音波振動子２１が受信した反射信号（エコー信号）を受信する。超音波の送信周波数は制御部８からの制御により変更が可能となっている。そして、送受信部３は、反射信号（エコー信号）に所定の遅延などを与えた後、信号処理部４に出力する。

制御部８は送受信部３に対して、２次元超音波画像１枚（１フレーム）分のスキャンが終了するたびに、超音波の送信周波数について、高い送信周波数と低い送信周波数とを交互に切り替えるように指示する。高い送信周波数は、例えば４．５［ＭＨｚ］であり、低い送信周波数は、例えば２．５［ＭＨｚ］である。

そして、送受信部３は制御部８の制御の下、２次元超音波画像１枚（１フレーム）分のスキャンが終了するたびに、高い送信周波数と低い送信周波数とを交互に切り替えて、超音波プローブ２に超音波を送信させる。第１の実施形態では、制御部８の制御の下、超音波振動子２１を揺動させながら超音波を送信して、所定の３次元領域をスキャンする。つまり、送受信部３は、高い送信周波数と低い送信周波数とを２次元超音波画像１枚（１フレーム）ごとに交互に切り替えながら、超音波プローブ２に超音波を送信させて３次元領域をスキャンする。

送信部の具体的な構成について説明すると、送信部は、図示しないクロック発生回路、送信遅延回路、及びパルサ回路を備えている。クロック発生回路は、超音波信号の送信タイミングや送信周波数を決めるクロック信号を発生する回路である。送信遅延回路は、超音波の送信時に遅延を掛けて送信フォーカスを実施する回路である。パルサ回路は、各超音波振動子に対応した個別経路（チャンネル）の数分のパルサを内蔵し、遅延が掛けられた送信タイミングで駆動パルスを発生し、超音波プローブ２の各超音波振動子２１に供給するようになっている。

また、送受信部３内の受信部は、図示しないプリアンプ回路、Ａ／Ｄ変換回路、及び受信遅延・加算回路を備えている。プリアンプ回路は、超音波プローブ２の各超音波振動子から出力されるエコー信号を受信チャンネルごとに増幅する。Ａ／Ｄ変換回路は、増幅されたエコー信号をＡ／Ｄ変換する。受信遅延・加算回路は、Ａ／Ｄ変換後のエコー信号に対して受信指向性を決定するのに必要な遅延時間を与え、加算する。その加算により、受信指向性に応じた方向からの反射成分が強調される。

信号処理部４は、送受信部３から出力された信号に対して周知のＢモード処理を施すことで、走査面に対応する２次元超音波画像データ（２次元Ｂモード画像データ）を生成し、その２次元超音波画像データを画像記憶部５に記憶する。この２次元超音波画像データには、空間内における画像の位置を示す情報が含まれている。超音波振動子２１が振り子運動（揺動）を行う場合、超音波振動子２１が運動の中心位置にある状態からの角度値が含まれる。また、超音波振動子２１が直線的な往復運動を行う場合、超音波振動子２１が運動の中心位置にある状態からの距離値が含まれる。なお、超音波プローブ２、送受信部３、及び信号処理部４が、この発明の「取得手段」に相当する。

画像記憶部５は、信号処理部４から出力された２次元超音波画像データを記憶する。画像記憶部５に記憶される超音波画像データの構成について図２を参照して説明する。図２は、画像記憶部に記憶される超音波画像データの構成を示す概念図である。

図２に示すように、画像記憶部５には、例えば、第１シリーズの２次元超音波画像データ群１００と、第２シリーズの２次元超音波画像データ群２００の２つのシリーズの２次元超音波画像データ群が記憶される。各シリーズの２次元超音波画像データ群は、複数の２次元超音波画像データで構成される。各シリーズの２次元超音波画像データ群に含まれる複数の２次元超音波画像データは、それぞれ別個のボリュームデータを構成することになる。

第１シリーズの２次元超音波画像データ群１００は、相対的に高い送信周波数の超音波で取得された複数の２次元超音波画像データで構成されている。第２シリーズの２次元超音波画像データ２００は、相対的に低い送信周波数の超音波で取得された複数の２次元超音波画像データで構成されている。

第１シリーズの２次元超音波画像データ群１００には、２次元超音波画像データ１０１、２次元超音波画像データ１０２、・・・、２次元超音波画像データ１０Ｎが含まれ、これら複数の２次元超音波画像データで１つのボリュームデータを構成することになる。また、第２シリーズの２次元超音波画像データ群２００には、２次元超音波画像データ２０１、２次元超音波画像データ２０２、・・・、２次元超音波画像データ２０Ｎが含まれ、これら複数の２次元超音波画像データで１つのボリュームデータを構成することになる。

ここで、第１シリーズの２次元超音波画像データ群１００で構成されるボリュームデータを「第１のボリュームデータ」と称し、第２シリーズの２次元超音波画像データ群２００で構成されるボリュームデータを「第２のボリュームデータ」と称することにする。

画像記憶部５は制御部８の制御の下、制御部８によって指定された２次元超音波画像データを画像生成部６に出力する。

なお、画像記憶部５は、２次元超音波画像データ１０Ｎ、及び２次元超音波画像データ２０Ｎまで記憶したら、先頭の２次元超音波画像データ１０１、及び２次元超音波画像データ２０１の領域を上書きして使用する。

画像生成部６は、合成部６１と投影部６２を備えて構成されている。合成部６１は、画像記憶部５から出力された２つのシリーズの２次元超音波画像データ群（ボリュームデータ）を受けると、２つのボリュームデータを合成する。投影部６２は、合成後のボリュームデータに基づいて３次元画像データを生成する。投影部６２は、例えば、合成後のボリュームデータに対してボリュームレンダリング処理を施すことにより、３次元画像データを生成する。そして、画像生成部６は、生成した３次元画像データを表示部７１に出力する。

ここで、投影部６２による画像生成のための条件について説明する。制御部８は、画像生成部６に対して画像生成のための条件（画像生成条件）を与える。この画像生成条件として、ボリュームレンダリングに用いられる不透明度（オパシティ）や色などが含まれる。第１の実施形態では、各シリーズの２次元超音波画像データ群（ボリュームデータ）に異なる画像形成条件を用いて３次元画像データを生成する。不透明度については、経験的に適切な値を予め記憶部（図示しない）に記憶させておき、投影部６２はその不透明度を用いて３次元画像データを生成する。例えば、第１シリーズのボリュームデータに対する第１の画像形成条件（不透明度）には、がん組織などの組織の表示に適した画像形成条件（不透明度）を用い、第２シリーズのボリュームデータに対する第２の画像形成条件（不透明度）には、穿刺針の表示に適した画像形成条件（不透明度）を用いる。また、色の条件についても、各ボリュームデータに対して異なる条件を用いる。

投影部６２は、合成後のボリュームデータに対して、第１の画像形成条件と第２の画像形成条件に従ってボリュームレンダリングを施すことにより、３次元画像データを生成する。このとき、投影部６２は、合成後のボリュームデータを構成するデータのうち、第１のボリュームデータのデータに対しては第１の画像形成条件を用い、第２のボリュームデータに対しては第２の画像形成条件を用いて、３次元画像データを生成する。

ここで、各ボリュームデータに用いられる不透明度の１例について図３を参照して説明する。図３は、ボリュームデータの輝度値（ボクセル値）に対して設定される不透明度の１例を示すグラフである。図３（ａ）には、第１のボリュームデータの輝度値のヒストグラム３１０を示し、図３（ｂ）には、第２のボリュームデータの輝度値のヒストグラム３２０を示す。

図３（ａ）に示すように、第１のボリュームデータにおいては、がん組織の輝度値の範囲３１１と、電極針の輝度値の範囲３１３との差が小さい。つまり、相対的に高い送信周波数の超音波で得られた第１のボリュームデータにおいては、がん組織の輝度値と電極針の輝度値との差が小さくなるため、がん組織と電極針とを３次元画像上で区別することは困難になる。

一方、図３（ｂ）に示すように、第２のボリュームデータにおいては、がん組織の輝度値の範囲３２１と、電極針の輝度値の範囲３２２との差が大きくなる。つまり、相対的に低い送信周波数の超音波で得られた第２のボリュームデータにおいては、電極針の輝度値は、がん組織の輝度値よりも相対的に高くなり、電極針の輝度値とがん組織の輝度値との差が相対的に大きくなる。

以上のように、異なる送信周波数で超音波を送信することにより、ボリュームデータにおけるがん組織の輝度値と電極針の輝度値の差が、同一の送信周波数で超音波を送信するよりも大きくなる。このように、がん組織の輝度値と電極針の輝度値との差が相対的に大きくなるため、がん組織と電極針とを３次元画像上で区別することができる。

また、図３（ａ）に示すように、相対的に高い送信周波数の超音波で取得された第１のボリュームデータに対しては、がん組織の表示に適した第１の不透明度曲線（輝度値に対する不透明度の分布）を用いる。つまり、がん組織の輝度値の範囲３１１に合わせて、不透明度が高くなる第１の不透明度曲線３１２を用いる。また、図３（ｂ）に示すように、相対的に低い送信周波数の超音波で取得された第２のボリュームデータに対しては、電極針の表示に適した第２の不透明度曲線（輝度値に対する不透明度の分布）を用いる。つまり、電極針の輝度値の範囲３２２に合わせて、不透明度が高くなる第２の不透明度曲線３２３を用いる。また、第２の不透明度曲線３２３は、第１の不透明度曲線３１２よりも、相対的に高い輝度値側に規定されている。なお、第１の不透明度曲線３１２がこの発明の「第１の不透明度関数」に相当し、第２の不透明度曲線３２３がこの発明の「第２の不透明度関数」に相当する。

以上のように、異なる送信周波数の超音波を送信してボリュームデータを取得することにより、ボリュームデータにおけるがん組織の輝度値と電極針の輝度値との差が拡大するため、３次元画像上においてがん組織と電極針とを区別することが容易になる。具体的には、相対的に低い送信周波数の超音波でスキャンを行なうことで、電極針の輝度値が相対的に高くなるため、３次元画像上においてがん組織と電極針とを区別することが用意になる。これにより、穿刺針とがん組織との空間的な位置関係の把握が容易になる。

ここで、第１の実施形態に係る超音波診断装置１で得られた３次元画像について、図４を参照して説明する。図４は、穿刺針と組織の３次元画像を示す図である。図４に示すように、がん組織４００に比べて、外套針４１０と電極針４１１の輝度値が高くなるため、３次元画像上において、がん組織４００と穿刺針（外套針４１０と電極針４１１）とを区別して認識することができる。これにより、がん組織と穿刺針との空間的な位置関係の把握が容易になる。また、電極針４１１の輝度値が相対的に高くなるため、電極針４１１の先端部の位置の把握が容易になる。

さらに、第１のボリュームデータにはがん組織が不透明になる不透明度曲線を適用し、第２のボリュームデータには電極針が不透明になる不透明度曲線を適用することで、３次元画像上においてがん組織と穿刺針とを区別することが容易になる。

また、不透明度を適宜変えることで、がん組織を半透明に表示し、穿刺針をほぼ不透明にして表示することができる。不透明度を適宜変えて、がん組織を半透明に表示することで、がん組織内に電極針が進んでいく様子を観察することができる。この様子について図５を参照して説明する。図５は、穿刺針と組織の３次元画像を示す図であり、電極針が刺入していく様子を示す図である。

時間の経過とともに、３次元画像４２０、３次元画像４３０、及び３次元画像４４０が取得されて表示部７１に表示される、まず、外套針４２２から電極針４２３が出始めて、がん組織４２１内に進入し始める状態の３次元画像４２０が得られる。がん組織４２１の画像は、半透明に表示されている。そして、時間が経過すると、電極針４３３が更にがん組織４２１内に進入した状態の３次元画像４３０が得られる。さらに時間が経過すると、電極針４４３が更にがん組織４２１内に進入した状態の３次元画像４４０が得られる。このように、第１のボリュームデータに対する不透明度を適宜変更することで、がん組織を半透明にして表示することができ、電極針ががん組織内に進入していく様子を観察することができる。

なお、画像生成部６は、ボリュームデータに対して、サーフェースレンダリングやＭＰＲ処理（Ｍｕｌｔｉ Ｐｌａｎｎａｒ Ｒｅｃｏｎｓｔｒｕｃｔｉｏｎ）などの画像処理を施すことにより、３次元画像データや任意断面におけるＭＰＲ画像データなどを生成してもよい。

また、画像生成部６は、画像データにおいて電極針の先端部を着色して表示部７１に表示してもよい。これにより、画面上において、電極針の先端部の位置を容易に把握することができる。

なお、画像生成部６の機能は、ハードウェアで実現してもよく、ソフトウェアで実現してもよい。ソフトウェアで実現する場合、画像生成部６をＣＰＵで構成し、図示しない記憶部に記憶されている医用画像処理プログラムを実行することで、合成部６１と投影部６２の機能を実行する。また、制御部８をＣＰＵで構成し、図示しない記憶部に記憶されている超音波診断装置の制御プログラムを実行することで、送受信部３に対する制御機能を実行してもよい。

また、ユーザインターフェース（ＵＩ）７は、表示部７１と入力部７２を備えている。表示部７１はＣＲＴや液晶ディスプレイなどのモニタで構成され、そのモニタ画面上に断層像、３次元画像又は血流情報などが表示される。

入力部７２は、各種ボタンが配置された操作パネルや、感圧式の液晶パネルなどで構成され、操作者からの入力を受け付ける。ここで、入力部の１例としての操作パネルについて、図６を参照して説明する。図６は、操作パネルの一部を示す上面図である。操作パネル７３上の撮像ボタン７７は、超音波撮像の開始と停止を指示するためのボタンである。撮像ボタン７７が押下されるたびに撮像の開始と停止が交互に行われる。４Ｄボタン７４は、連続して３次元画像データを取得し、表示するためのボタンである。４Ｄボタン７４が押下されるたびに、３次元画像データの取得及び表示の開始と終了が交互に行われる。４Ｄボタン７４が押下されると、超音波振動子２１が揺動を開始し、終了になると超音波振動子２１の揺動は停止する。３Ｄボタン７５は、１つの３次元画像データのみを取得して表示部７１に表示させるためのボタンである。３Ｄボタン７５が押下されるたびに３次元画像データが取得され、取得後には超音波振動子２１の揺動は停止する。そして、撮像が終了すると、３次元画像が表示部７１に表示される。周波数自動切替ボタン７６は、相対的に高い送信周波数と低い送信周波数を交互に繰り返すモードを実行するためのボタンである。周波数自動切替ボタン７６が押下されるたびにそのモードの開始と終了が交互に行われる。

（動作）
次に、この発明の第１の実施形態に係る超音断装置による一連の動作について図７を参照して説明する。図７は、この発明の第１の実施形態に係る超音波診断装置による一連の動作を示すフローチャートである。第１の実施形態では、展開型の穿刺針を用いる場合について説明する。

（ステップＳ０１）
まず、超音波撮像を行いながら穿刺針を被検体に刺入し、がん組織の手前まで進める。この過程でこの実施形態に係る処理を行うことが可能であるが、ここでは、それ以降でその処理を行う場合について説明する。

（ステップＳ０２）
次に、図６に示す操作パネル７３の撮像ボタン７７がＯＮ（開始）になっている状態で、操作者は、周波数自動切替ボタン７６と４Ｄボタン７４を押下して、両方ともＯＮ状態にする。

そして、表示部７１に連続的に表示される３次元画像を見ながら、外套針から電極針を展開させていき、電極針をがん組織の中へと刺入させる。この間における超音波診断装置１の動作は以下のようになる。

（ステップＳ０３）
操作パネル７３の４Ｄボタン７４がＯＮ状態になると、制御部８は４Ｄボタン７４の押下信号を受けて、超音波によるスキャンを開始する。つまり、制御部８の制御の下、超音波プローブ２のモータ２３が駆動することで超音波振動子２１が往復の揺動運動を開始する。そして、周波数自動切替ボタン７６がＯＮ状態になっているため、制御部８は送受信部３に対して、２次元超音波画像１枚（１フレーム）分のスキャンが終了するたびに、超音波の送信周波数について、高い送信周波数と低い送信周波数とを交互に切り替えるように指示する。これにより、送受信部３は、２次元超音波画像１枚（１フレーム）分のスキャンが終了するたびに、高い送信周波数と低い送信周波数とを交互に切り替えて、超音波プローブ２に超音波を送信させる。

（ステップＳ０４）
そして、送受信部３は、受信した信号を信号処理部４に出力する。信号処理部４は、送受信部３から出力された信号に対してＢモード処理を施すことにより、２次元超音波画像データ（Ｂモード画像データ）を生成する。そして、信号処理部４は、２次元超音波画像データを画像記憶部５に記憶していく。

超音波振動子２１を揺動させながら所定の３次元空間をスキャンすることで、画像記憶部５には、図２に示すように、相対的に高い送信周波数の超音波で取得された第１シリーズの２次元超音波画像データ群１００（第１のボリュームデータ）と、相対的に低い送信周波数の超音波で取得された第２シリーズの２次元超音波画像データ群２００（第２のボリュームデータ）が記憶される。

ここで、２次元超音波画像データを取得する順番について図８を参照して説明する。図８は、ボリュームデータとそれを構成する２次元超音波画像データを説明するための図である。

第１の実施形態に係る超音波診断装置１は、図８に示すように、超音波振動子２１を揺動させながら、１フレームごとに、高い送信周波数と低い送信周波数とを交互に繰り返しながら超音波を送信して所定の３次元領域をスキャンする。具体的には、超音波診断装置１は、高い送信周波数の超音波で２次元超音波画像データ１０１を取得し、次に、低い送信周波数の超音波で２次元画像データ２０１を取得し、次に、高い送信周波数の超音波で２次元画像データ２０１を取得し、以後、高い送信周波数と低い送信周波数とを交互に繰り返しながら３次元の領域をスキャンする。

そして、相対的に高い送信周波数で得られた２次元超音波画像データ群によって第１のボリュームデータを構成し、相対的に低い送信周波数で得られた２次元超音波画像データ群によって第２のボリュームデータを構成する。例えば、１つのボリュームデータを構成するためにＭ枚の２次元超音波画像データが必要である場合、（Ｍ＋１）枚目の２次元超音波画像データは、２番目のボリュームデータの先頭のデータになる。

（ステップＳ０５）
第１シリーズの２次元超音波画像データ群１００（第１のボリュームデータ）、及び、第２シリーズの２次元超音波画像データ群２００（第２のボリュームデータ）の取得が終了すると、制御部８は、それらのボリュームデータを画像生成部６に出力するよう画像記憶部５に指示する。さらに、制御部８は、画像生成条件を画像生成部６に与える。

（ステップＳ０６）
画像生成部６の合成部６１は、画像記憶部５から第１のボリュームデータと第２のボリュームデータを受けると、第１のボリュームデータと第２のボリュームデータを合成する。そして、投影部６２は、合成後のボリュームデータに対して、制御部８から受けた画像生成条件に従ってボリュームレンダリングを施すことにより、３次元画像データを生成する（投影部６２）。そして、画像生成部６は、３次元画像データを表示部７１に出力する。

第１のボリュームデータと第２のボリュームデータとでは、異なる画像生成条件を用いて３次元画像データを生成する。例えば、図３（ａ）に示すように、第１のボリュームデータに対しては、がん組織の輝度値の範囲３１１に合わせて、不透明度が高くなる不透明度曲線３１２を用いる。また、図３（ｂ）に示すように、第２のボリュームデータに対しては、電極針の輝度値の範囲３２２に合わせて、不透明度が高くなる不透明度曲線３２３を用いる。

（ステップＳ０７）
表示部７１は、画像生成部６から３次元画像データを受けると、その３次元画像データに基づく３次元画像を表示する。

以上のように、相対的に低い送信周波数の超音波でスキャンすることで、電極針の輝度値が相対的に高くなるため、３次元画像上においてがん組織と電極針とを区別することが容易になり、電極針とがん組織との空間的な位置関係の把握が容易になる。また、異なる送信周波数の超音波で得られた第１のボリュームデータと第２のボリュームデータとで、異なる不透明度曲線に従ってボリュームレンダリングを行うことにより、３次元画像上においてがん組織と電極針とを区別することが容易になり、電極針とがん組織との空間的な位置関係の把握が容易になる。

なお、上記の処理を行っている間にも、撮像は繰り返して行われ、画像記憶部５には２次元超音波画像データが記憶され続けている。そして、２番目のボリュームデータが得られると、上記ステップＳ０５からステップＳ０７の処理を実行することで、表示部７１に３次元画像を表示する。以後、ステップＳ０３からステップＳ０７の処理を繰り返して実行していく。

そして、術者は、表示部７１に表示されている３次元画像を観察して、電極針が意図した位置に達したと判断した場合に、入力部７２の操作パネル７３の３Ｄボタン７５を押下する。制御部８は、３Ｄボタン７５の押下信号を受けると、１フレームごとに超音波の送信周波数を変えて撮像を行い、１組のボリュームデータを取得したら撮像を自動的に停止する。この場合、可動機構２２は制御部８の制御の下、超音波振動子２１を比較的ゆっくり揺動させて、より多数の２次元超音波画像データを取得させる。これにより、空間分解能が高いボリュームデータが得られる。撮像が停止すると、画像生成部６はそのボリュームデータに基づいて３次元画像データを生成する。表示部７１にはその３次元画像データに基づく３次元画像が表示される。術者はその３次元画像を観察して、がん組織と穿刺針との空間的な位置関係を確認する。ラジオ波焼灼療法では、特に、電極針の先端部の位置とがん組織との位置関係が重要であるため、空間分解能が高い３次元画像でその位置関係を確認する。位置を確認した後、焼灼治療を開始する。

（変形例１）
次に、第１の実施形態に係る超音波診断装置１の変形例１について、図９を参照して説明する。図９は、変形例１に係る超音波診断装置によって取得されたボリュームデータと、それを構成する２次元超音波画像データを説明するための図である。

上記第１の実施形態においては、図８に示すように、１フレームごとに超音波の送信周波数を切り替えてスキャンを行なったが、１つのボリュームデータを取得するごとに送信周波数を切り替えてもよい。つまり、送受信部３は制御部８の制御の下、１つのボリュームデータを構成する複数の２次元超音波画像データの撮像のために、相対的に高い送信周波数で超音波を超音波プローブ２に送信させる。さらに、送受信部３は制御部８の制御の下、別の１つのボリュームデータを構成する複数の２次元超音波画像データを撮像するために、相対的に低い送信周波数で超音波を超音波プローブ２に送信させる。

例えば、図９に示すように、まず、送受信部３は制御部８の制御の下、相対的に高い送信周波数の超音波を超音波プローブ２に送信させて、所定の３次元領域をスキャンし、２次元超音波画像データ１０１、２次元超音波画像データ１０２、・・・、２次元超音波画像データ１０Ｍで構成される２次元超音波画像データ群１００を取得する。次に、送受信部３は制御部８の制御の下、相対的に低い送信周波数の超音波を超音波プローブ２に送信させて、所定の３次元空間をスキャンし、２次元超音波画像データ２０１、２次元超音波画像データ２０２、・・・、２次元超音波画像データ２０Ｍで構成される２次元超音波画像データ群２００を取得する。

そして、画像生成部６は、２次元超音波画像データ群１００（第１のボリュームデータ）と、２次元超音波画像データ群２００（第２のボリュームデータ）とを合成し、合成後のボリュームデータに対してボリュームレンダリングを施すことにより、３次元画像データを生成する。このとき、画像生成部６は、第１の実施形態と同様に、第１のボリュームデータと第２のボリュームデータとで、異なる画像形成条件（不透明度や色）を用いて３次元画像データを生成する。

以上のように、１つのボリュームデータを取得するごとに超音波の送信周波数を切り替えてスキャンを行なっても、第１の実施形態と同じ効果を奏することができる。また、１秒あたり１０個〜２０個のボリュームデータを取得することができるため、ボリュームデータごとに送信周波数を変えても、リアルタイム性に大きな影響を与えることはない。

なお、この変形例１では、相対的に高い送信周波数の超音波を送信して１つのボリュームデータを取得し、その後、相対的に低い送信周波数の超音波を送信して別のボリュームデータを取得しているが、低い送信周波数の超音波を送信して１つのボリュームデータを取得し、その後、高い送信周波数の超音波を送信して別のボリュームデータを取得してもよい。

（変形例２）
次に、第１の実施形態に係る超音波診断装置１の変形例２について説明する。上記第１の実施形態では、超音波振動子２１が機械的に揺動する１次元超音波プローブを用いたが、変形例２では２次元超音波プローブを用いる。この２次元超音波プローブは、複数の超音波振動子がマトリックス（格子）状に配置され、スキャンすることによって３次元的に超音波を送受信し、プローブ表面から放射状に広がる形状の３次元データをエコー信号として受信する。

このように、２次元超音波プローブを用いることで、ボリュームデータごとに超音波の送信周波数を変えてスキャンを行なう。つまり、送受信部３は制御部８の制御の下、１つのボリュームデータを取得するために、相対的に高い送信周波数で超音波を超音波プローブ２に送信させる。さらに、送受信部３は制御部８の制御の下、別の１つのボリュームデータを取得するために、相対的に低い送信周波数で超音波を超音波プローブ２に送信させる。

そして、画像生成部６は、相対的に高い送信周波数の超音波で取得された第１のボリュームデータと、相対的に低い送信周波数の超音波で取得された第２のボリュームデータとを合成し、合成後のボリュームデータに対してボリュームレンダリングを施すことにより、３次元画像データを生成する。このとき、画像生成部６は、第１の実施形態と同様に、第１のボリュームデータと第２のボリュームデータとで、異なる画像生成条件（不透明度や色）を用いて３次元画像データを生成する。

以上のように、超音波プローブ２に２次元超音波プローブを用い、ボリュームごとに超音波の送信周波数を切り替えてスキャンを行なっても、第１の実施形態と同じ効果を奏することができる。

（変形例３）
次に、第１の実施形態に係る超音波診断装置１の変形例３について説明する。上記第１の実施形態に係る超音波診断装置１は、第１のボリュームデータと第２のボリュームデータとを合成し、合成後のボリュームデータに対して所定の不透明度曲線に従ったボリュームレンダリングを施すことにより３次元画像データを生成した。これに対して、変形例３では、組織の観察に適した画像に断層像などを用いる。例えば、変形例３に係る超音波診断装置は、第１のボリュームデータに対してＭＰＲ処理を施すことにより、任意断面のＭＰＲ画像データを生成する。これにより、組織の観察に適した画像はＭＰＲ画像が得られる。一方、第２のボリュームデータに対しては、上記第１の実施形態と同様に、電極針の輝度の範囲に適した不透明度曲線に従ってボリュームレンダリングを施すことで、３次元画像データを生成する。

従って、変形例３では、組織の観察に適した画像は断層像として表示され、電極針の観察に適した画像は３次元画像として表示されることになる。この場合であっても、第２のボリュームデータは相対的に低い送信周波数の超音波で取得されているため、電極針の輝度値が相対的に高くなり、３次元画像において電極針が見やすくなるという効果がある。

［第２の実施の形態］
この発明の第２の実施形態に係る超音波診断装置の構成について、図１０及び図１１を参照して説明する。図１０は、この発明の第２の実施形態に係る超音波診断装置の概略的な構成を示すブロック図である。図１１は、第２の実施形態に係る超音波診断装置に設置された画像処理部の構成を示すブロック図である。

第２の実施形態に係る超音波診断装置１Ａは、第１の方向に超音波を送信することで第１のボリュームデータを取得し、その第１の方向を含む複数の方向に超音波を偏向させることで、個々の方向ごとにボリュームデータを取得する。そして、各方向で取得されたボリュームデータから電極針に相当するデータを抽出し、それらを加算する。第１のボリュームデータと加算後のデータとを合成し、その合成後のボリュームデータに基づいて３次元画像データを生成する。超音波を偏向させることで、特に展開型の穿刺針を構成する各電極針に対して、ほぼ垂直方向から超音波を照射することができる。これにより、電極針の輝度値が高くなるため、電極針が見やすい画像が得られる。また、第１のボリュームデータに基づく３次元画像には組織の画像が含まれるため、合成後のボリュームデータに基づく３次元画像によると、組織と穿刺針との空間的な位置関係を容易に把握することが可能となる。以下、第２の実施形態に係る超音波診断装置１Ａの構成を説明する。

第２の実施形態に係る超音波診断装置１Ａは、送受信部３Ａと画像処理部９に特徴がある。また、超音波プローブ２Ａには２次元超音波プローブを用いている。送受信部３Ａ及び画像処理部９以外の構成は、第１の実施形態に係る超音波診断装置１と同じ構成であるため、ここでは、主に送受信部３Ａと画像処理部９の構成と機能について説明する。

送受信部３Ａは、偏向制御部３１とパラメータ記憶部３２を備えている。パラメータ記憶部３２には、超音波ビームの進行方向に相当する偏向パラメータ（偏向角度）が予め記憶されている。パラメータ記憶部３２には、複数の偏向パラメータ（偏向角度）が記憶されている。ここでは、３つの偏向パラメータ（偏向角度）がパラメータ記憶部３２に記憶されているものとする。なお、複数の偏向パラメータ（偏向角度）のうち、１つの偏向パラメータは超音波ビームを偏向させない角度（基準角度）を示すパラメータである。例えば、超音波プローブ２の直下の方向を示す角度を、偏向がない角度（基準角度）とする。

偏向制御部３１は、パラメータ記憶部３２に記憶されている偏向パラメータを取り出し、その偏向パラメータに従って超音波ビームを偏向させる。

ところで、図１５に示すように、展開型の穿刺針６００は複数の電極針６０２を備えており、各電極針６０２は異なる方向に湾曲している。そのため、特定の方向に超音波ビームを偏向させると、電極針６０２のある部分においては超音波の反射強度が高くなるが、その他の部分においては反射強度が低くなってしまう問題がある。反射強度が高い部分では、３次元画像において電極針は見やすくなるが、反射強度が低い部分では、電極針は見え難くなってしまう。

これに対して、第２の実施形態に係る超音波診断装置１Ａは、互いに異なる複数の方向に超音波ビームを偏向させて所定の３次元領域をスキャンしているため、それぞれ異なる方向に湾曲している電極針６０２に対して、ほぼ垂直方向から超音波ビームを照射することができる。これにより、３次元画像において、複数本の電極針６０２全体をより見やすくすることができる。

ここで、超音波ビームの偏向方向について図１２を参照して説明する。図１２は、超音波ビームの偏向方向を説明するための模式図である。例えば、偏向制御部３１は、３次元の領域５００、領域５０１、及び領域５０２に超音波ビームを偏向させる。領域５００は、超音波ビームを偏向させない角度（基準角度）に対応する３次元の領域である。領域５００は、例えば、超音波プローブ２Ａの直下にある領域であり、超音波ビームを偏向させない場合にスキャンされる３次元の領域である。パラメータ記憶部３２には、領域５００、領域５０１、及び領域５０２の方向を示す偏向パラメータ（偏向角度）が予め記憶されている。そして、偏向制御部３１は、パラメータ記憶部３２に記憶されている偏向パラメータ（偏向角度）に従って、領域５００、領域５０１、及び領域５０２に超音波ビームを偏向させる。ここで、領域５００の方向を示す偏向パラメータを、第１の偏向パラメータ（第１の偏向角度）とし、領域５０１の方向を示す偏向パラメータを、第２の偏向パラメータ（第２の偏向角度）とし、領域５０２の方向を示す偏向パラメータを、第３の偏向パラメータ（第３の偏向角度）とする。

画像処理部９は、各偏向方向に超音波を偏向させることで取得されたボリュームデータを信号処理部４から受けると、各ボリュームデータから穿刺針に相当するデータを抽出し、抽出したデータを加算する。そして、画像処理部９は、加算後のボリュームデータを画像記憶部５に出力する。ここで、画像処理部９の構成について図１１を参照して説明する。画像処理部９は、閾値処理部９１、処理結果記憶部９２、及び加算部９３を備えている。

閾値処理部９１は、信号処理部４から入力されたボリュームデータに対して閾値処理を行う。閾値処理部９１は、例えば、ボリュームデータのうち、予め設定された閾値以下の輝度値（ボクセル値）を予め設定された最小値に置き換える。閾値は、電極針からの超音波の反射に対応する輝度値よりも小さい値としておく。また、最小値は、電極針からの超音波の反射に対応する輝度値よりも十分に小さい値とする。なお、この最小値がこの発明の「相対的に低い値」に相当する。

この閾値処理によって、閾値以下の輝度値が最小値に置換されるため、閾値処理後の第２のボリュームデータには電極針に相当する部分が残されることになる。これにより、第２のボリュームデータから電極針に相当するデータが抽出されたことになる。

閾値処理部９１は、各偏向角度で取得されたボリュームデータに対して閾値処理を行う。図１２に示す例では、閾値処理部９１は、領域５００のボリュームデータ、領域５０１のボリュームデータ、及び領域５０２のボリュームデータに対して閾値処理を行う。そして、閾値処理部９１は、閾値処理後の各ボリュームデータを処理結果記憶部９２に出力する。これにより、電極針に相当する部分以外の輝度値が最小値に置換されたボリュームデータが処理結果記憶部９２に記憶されたことになる。図１２に示す例では、領域５００、領域５０１、及び領域５０２のボリュームデータが取得されるため、処理結果記憶部９２には、各領域についての閾値処理後のボリュームデータが記憶される。

加算部９３は、処理結果記憶部９２に記憶されている閾値処理後の複数のボリュームデータを加算する。加算部９３は、例えば、超音波ビームを偏向させない領域と空間的に重複する領域に含まれるボリュームデータを加算する。また、加算部９３は、複数のボリュームデータにおいて、空間的に重複する領域に含まれるボリュームデータを加算してもよい。

加算する領域の具体例について図１２を参照して説明する。例えば、加算部９３は、閾値処理後の各ボリュームデータのうち、超音波ビームを偏向させないでスキャンする領域５００と重複する領域に含まれるデータを加算する。つまり、加算部９３は、第１のボリュームデータと空間的に重複する領域に含まれるデータ同士を加算する。図１２に示す例では、加算部９３は、領域５００のボリュームデータと、領域５０１のボリュームデータのうち領域５００と重複する領域に含まれるボリュームデータと、領域５０２のボリュームデータのうち領域５００と重複する領域に含まれるボリュームデータとを加算する。

また、加算部９３は、領域５００、領域５０１、及び領域５０２が空間的に重複する領域５０３に含まれるデータを加算してもよい。つまり、加算部９３は、領域５００のボリュームデータのうち、他の領域と重複する領域５０３に含まれるボリュームデータと、領域５０１のボリュームデータのうち、他の領域と重複する領域５０３に含まれるボリュームデータと、領域５０２のボリュームデータのうち、他の領域と重複する領域５０３に含まれるボリュームデータとを加算してもよい。

図１２に示す例では、加算部９３は、３つの領域が重複する領域に含まれるボリュームデータを加算したが、少なくとも２つの領域が重複する領域に含まれるボリュームデータを加算してもよい。例えば、加算部９３は、領域５００と領域５０１については、互いに重複する領域に含まれるボリュームデータを加算し、領域５００と領域５０２についても、互いに重複する領域に含まれるボリュームデータを加算してもよい。

また、制御部８からの指示に従って、画像処理部９は閾値処理を行わない場合もある。この場合、画像処理部９は信号処理部４からボリュームデータを受けると、そのまま、そのボリュームデータを画像記憶部５に出力する。例えば、画像処理部９は、第１のボリュームデータに対しては閾値処理を行わずに、第１のボリュームデータを画像記憶部５に出力する。

（動作）
次に、この発明の第２の実施形態に係る超音波診断装置１Ａによる一連の動作について図１３を参照して説明する。図１３は、この発明の第２の実施形態に係る超音波診断装置による一連の動作を示すフローチャートである。

（ステップＳ２０）
まず、送受信部３Ａは制御部８の制御の下、所定の送信周波数の超音波を超音波プローブ２Ａに送信させ、超音波を偏向させない領域５００をスキャンする。このスキャンによって、領域５００のボリュームデータが取得される。画像処理部９は制御部８の制御の下、このボリュームデータに対して閾値処理を行わずに、画像記憶部５に出力する。領域５００をスキャンすることで得られたボリュームデータを、「第１のボリュームデータ」と称することにする。

（ステップＳ２１）
次に、送受信部３Ａの偏向制御部３１は、パラメータ記憶部３２から第１の偏向パラメータ（第１の偏向角度）を取り出し、この第１の偏向パラメータに従って超音波を偏向させ、領域５００をスキャンする。このスキャンによって領域５００のボリュームデータが取得され、画像処理部９に出力される。

さらに、偏向制御部３１は、パラメータ記憶部３２から第２の偏向パラメータ（第２の偏向角度）を取り出し、この第２の偏向パラメータに従って超音波を偏向させ、領域５０１をスキャンする。このスキャンによって領域５０１のボリュームデータが取得され、画像処理部９に出力される。

さらに、偏向制御部３１は、パラメータ記憶部３２にから第３の偏向パラメータ（第３の偏向角度）を取り出し、この第３の偏向パラメータに従って超音波を偏向させ、領域５０２をスキャンする。このスキャンによって領域５０２のボリュームデータが取得され、画像処理部９に出力される。

（ステップＳ２２）
画像処理部９の閾値処理部９１は、ステップＳ２１にて取得された各領域のボリュームデータを受けると、それぞれのボリュームデータに対して閾値処理を行う。これにより、各ボリュームデータのうち、閾値以下の輝度値（電極針に相当する部分以外の輝度値）が最小値に置換されたボリュームデータが得られる。そして、閾値処理後のボリュームデータは処理結果記憶部９２に記憶される。この実施形態では、閾値処理部９１は、領域５００、領域５０１、及び領域５０２のボリュームデータに対して閾値処理を施し、閾値処理後のボリュームデータを処理結果記憶部９２に出力する。これにより、処理結果記憶部９２には３つのボリュームデータが記憶されることになる。

（ステップＳ２３）
画像処理部９の加算部９３は制御部８の指示により、処理結果記憶部９２に記憶されている閾値処理後の複数のボリュームデータを読み出して加算する。例えば、加算部９３は、超音波ビームを偏向させないでスキャンする領域５００と重複する領域に含まれるボリュームデータを加算する。また、加算部９３は、閾値処理後の各ボリュームデータのうち、領域５００、領域５０１、及び領域５０２に重複する領域５０３に含まれるボリュームデータを加算してもよい。画像処理部９は、加算後のボリュームデータを画像記憶部５に出力する。

（ステップＳ２４）
画像生成部６の合成部６１は、画像記憶部５から第１のボリュームデータと、画像処理部９にて加算処理されたボリュームデータとを受けて合成し、合成後のボリュームデータを投影部６２に出力する。

（ステップＳ２５）
投影部６２は、合成後のボリュームデータに対して所定の画像生成条件（不透明度や色）に従ってボリュームレンダリングを施すことにより、３次元画像データを生成する。そして、投影部６２は３次元画像データを表示部７１に出力する。

（ステップＳ２６）
表示部７１は画像生成部６から３次元画像データを受けると、その３次元画像データに基づく３次元画像を表示する。

以上のように、複数方向に超音波を偏向させることで、複数の電極針に対してほぼ垂直方向から超音波を照射することができるため、３次元画像において、電極針の輝度値を高くすることができる。これにより、電極針が見やすい３次元画像が得られる。また、ボリュームデータに対して閾値処理を施すことで、ボリュームデータから電極針に相当するボリュームデータを抽出することができる。そして、閾値処理後のボリュームデータと、第１のボリュームデータとを合成したボリュームデータに基づく３次元画像によると、組織と穿刺針との空間的な位置関係を容易に把握することが可能となる。

（変形例４）
次に、第２の実施形態に係る超音波診断装置１Ａの変形例４について説明する。上記第２の実施形態では、超音波の送信周波数を切り替えなかったが、変形例４では、上記第１の実施形態と同様に、超音波の送信周波数を切り替える。つまり、送受信部３Ａは、第１の実施形態に係る送受信部３と同様に、ボリュームごとに超音波の送信周波数を切り替えて超音波を超音波プローブ２Ａに送信させる。以下、変形例４に係る超音波診断装置による一連の動作について、図１４を参照して説明する。

（ステップＳ３０）
まず、送受信部３Ａは制御部８の制御の下、相対的に高い送信周波数の超音波を超音波プローブ２Ａに送信させ、超音波を偏向させない領域５００をスキャンする。このスキャンによって、領域５００のボリュームデータが取得される。画像処理部９は制御部８の制御の下、このボリュームデータに対して閾値処理を行わずに、画像記憶部５に出力する。領域５００をスキャンすることで得られたボリュームデータを、「第１のボリュームデータ」と称することにする。

（ステップＳ３１）
次に、送受信部３Ａは制御部８の制御の下、相対的に低い送信周波数の超音波を超音波プローブ２Ａに送信させる。さらに、送受信部３Ａの偏向制御部３１は、パラメータ記憶部３２から第１の偏向パラメータ（第１の偏向角度）を取り出し、この第１の偏向パラメータに従って超音波を偏向させ、領域５００をスキャンする。つまり、送受信部３Ａは、相対的に低い送信周波数の超音波で領域５００をスキャンする。このスキャンによって、領域５００のボリュームデータが取得され、画像処理部９に出力される。

さらに、偏向制御部３１は、パラメータ記憶部３２から第２の偏向パラメータ（第２の偏向角度）を取り出し、この第２の偏向パラメータに従って超音波を偏向させ、領域５０１をスキャンする。つまり、送受信部３Ａは、相対的に低い送信周波数の超音波で領域５０１をスキャンする。このスキャンによって、領域５０１のボリュームデータが取得され、画像処理部９に出力される。

さらに、偏向制御部３１は、パラメータ記憶部３２から第３の偏向パラメータ（第３の偏向角度）を取り出し、この第３の偏向パラメータに従って超音波を偏向させ、領域５０２をスキャンする。つまり、送受信部３Ａは、相対的に低い送信周波数の超音波で領域５０２をスキャンする。このスキャンによって、領域５０２のボリュームデータが取得され、画像処理部９に出力される。

（ステップＳ３２）
画像処理部９の閾値処理部９１は、ステップＳ３１にて取得された各領域のボリュームデータを受けると、それぞれのボリュームデータに対して閾値処理を行う。そして、閾値処理後のボリュームデータは処理結果記憶部９２に記憶される。この時点で、処理結果記憶部９２には、３つのボリュームデータが記憶されていることになる。これら３つのボリュームデータは、相対的に低い送信周波数で取得されたデータである。

（ステップＳ３３）
画像処理部９の加算部９３は制御部８の指示により、処理結果記憶部９２に記憶されている閾値処理後の複数のボリュームデータを読み出して加算する。例えば、加算部９３は、領域５００と重複する領域に含まれるボリュームデータを加算する。また、加算部９３は、各領域に重複する領域５０３に含まれるボリュームデータを加算してもよい。そして、画像処理部９は、加算後のボリュームデータを画像記憶部５に出力する。

（ステップＳ３４）
画像生成部６の合成部６１は、画像記憶部５から第１のボリュームデータと、画像処理部９にて加算処理されたボリュームデータとを受けて合成し、合成後のボリュームデータを投影部６２に出力する。

（ステップＳ３５）
投影部６２は、合成後のボリュームデータに対してボリュームレンダリングを施すことにより、３次元画像データを生成する。このとき、上記第１の実施形態と同様に、第１のボリュームデータに対しては、がん組織などの組織の表示に適した不透明度曲線を適用し、加算処理されたボリュームデータに対しては、電極針の表示に適した不透明度曲線を適用する。例えば、第１のボリュームデータに対しては、図３（ａ）に示す第１の不透明度曲線３１２を用い、閾値処理と加算処理が施されたボリュームデータに対しては、図３（ｂ）に示す第２の不透明度曲線３２３を用いて、３次元画像データを生成する。これにより、３次元画像上においてがん組織と電極針とを区別することが容易になり、電極針とがん組織との空間的な位置関係の把握が容易になる。

（ステップＳ３６）
表示部７１は画像生成部６から３次元画像データを受けると、その３次元画像データに基づく３次元画像を表示する。

変形例４に係る超音波診断装置によると、上記第２の実施形態に係る超音波診断装置の作用及び効果に加え、超音波の送信周波数を切り替えているため、電極針の輝度値が相対的に高くなり、３次元画像において電極針が更に見やすくなる。その結果、３次元画像において、がん組織と電極針との空間的な位置関係の把握が容易になる。

なお、第２の実施形態及び変形例４では、超音波プローブ２Ａに２次元超音波プローブを用いたが、機械式の１次元超音波プローブを用いて３次元の領域をスキャンするようにしてもよい。

この発明の第１の実施形態に係る超音波診断装置の概略的な構成を示すブロック図である。 画像記憶部に記憶される超音波画像データの構成を示す概念図である。 ボリュームデータの輝度値（ボクセル値）に対して設定される不透明度の１例を示すグラフである。 穿刺針と組織の３次元画像を示す図である。 穿刺針と組織の３次元画像を示す図であり、電極針が刺入していく様子を示す図である。 操作パネルの一部を示す上面図である。 この発明の第１の実施形態に係る超音波診断装置による一連の動作を示すフローチャートである。 ボリュームデータとそれを構成する２次元超音波画像データを説明するための図である。 変形例１に係る超音波診断装置によって取得されたボリュームデータと、それを構成する２次元超音波画像データを説明するための図である。 この発明の第２の実施形態に係る超音波診断装置の概略的な構成を示すブロック図である。 第２の実施形態に係る超音波診断装置に設置された画像処理部の構成を示すブロック図である。 超音波ビームの偏向方向を説明するための模式図である。 この発明の第２の実施形態に係る超音波診断装置による一連の動作を示すフローチャートである。 変形例４に係る超音波診断装置による一連の動作を示すフローチャートである。 穿刺針を示す斜視図である。

符号の説明

１、１Ａ 超音波診断装置
２、２Ａ 超音波プローブ
３、３Ａ 送受信部
４ 信号処理部
５ 画像記憶部
６ 画像生成部
７ ユーザインターフェース（ＵＩ）
８ 制御部
９ 画像処理部
３１ 偏向制御部
３２ パラメータ記憶部
６１ 合成部
６２ 投影部
９１ 閾値処理部
９２ 処理結果記憶部
９３ 加算部

Claims (12)

1. 第１の送信周波数で超音波を被検体に送信することで第１のボリュームデータを取得し、前記第１の送信周波数よりも周波数が低い第２の送信周波数で超音波を前記被検体に送信することで第２のボリュームデータを取得する取得手段と、
   前記第１のボリュームデータと前記第２のボリュームデータを合成して合成データを生成する合成手段と、
   前記合成データに基づいて３次元画像データを生成する画像生成手段と、
   を有することを特徴とする超音波診断装置。
2. 前記取得手段は、１つのボリュームデータを取得するごとに前記第１の送信周波数と前記第２の送信周波数とを切り替えて、前記第１のボリュームデータと前記第２のボリュームデータを取得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。
3. 前記取得手段は、複数の異なる２次元走査面について、前記２次元走査面ごとに前記第１の送信周波数と前記第２の送信周波数とを切り替えて超音波を送信することで所定の３次元領域をスキャンし、前記第１のボリュームデータと前記第２のボリュームデータを取得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
4. 前記取得手段は、前記第１の送信周波数で超音波を送信することで前記複数の２次元走査面について得られた第１の２次元データ群に基づいて前記第１のボリュームデータを生成し、前記第２の送信周波数で超音波を送信することで前記複数の２次元走査面について得られた第２の２次元データ群に基づいて前記第２のボリュームデータを生成することを特徴とする請求項３に記載の超音波診断装置。
5. 前記画像生成手段は、前記合成データに含まれる前記第１のボリュームデータに対しては第１の画像生成条件、前記合成データに含まれる前記第２のボリュームデータに対しては前記第１の画像生成条件とは異なる第２の画像生成条件に従って、前記合成データから前記３次元画像データを生成することを特徴とする請求項１から請求項４のいずれかに記載の超音波診断装置。
6. 前記第１の画像生成条件は、第１の不透明度関数を含み、前記第２の画像生成条件は、前記第１の不透明度関数と異なる第２の不透明度関数を含み、
   前記画像生成手段は、前記第１の不透明度関数と前記第２の不透明度関数に従って、前記合成データに対してボリュームレンダリングを施すことにより前記３次元画像データを生成することを特徴とする請求項５に記載の超音波診断装置。
7. 前記第１の不透明度関数、及び前記第２の不透明度関数は、ボリュームデータのボクセル値に対する不透明度の分布で表され、前記第２の不透明度関数は、前記第１の不透明度関数よりも、相対的に高い輝度値側に規定されていることを特徴とする請求項６に記載の超音波診断装置。
8. 閾値処理手段と加算手段とを更に有し、
   前記取得手段は、第１の方向に前記第１の送信周波数で超音波を送信することで第１のボリュームデータを取得し、前記第１の方向を含む複数の方向に前記第２の送信周波数で超音波を送信することで個々の方向ごとにボリュームデータを取得し、
   前記閾値処理手段は、前記個々の方向ごとに取得された各ボリュームデータを構成するデータであって、所定の閾値以下となるデータを相対的に低いボクセル値に変換し、
   前記加算手段は、前記閾値処理が施された各方向におけるボリュームデータを加算し、
   前記合成手段は、
   前記第１のボリュームデータと前記加算後のボリュームデータを合成して前記合成データを生成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。
9. 前記加算手段は、前記閾値処理が施された各方向におけるボリュームデータのうち、空間的に重複する領域に含まれるボリュームデータを加算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。
10. 前記加算手段は、前記閾値処理が施された各方向におけるボリュームデータのうち、前記第１のボリュームデータと空間的に重複する領域に含まれるボリュームデータを加算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。
11. 第１の方向に超音波を送信して、前記第１の方向における第１のボリュームデータを取得し、前記第１の方向を含む複数の方向に超音波を送信することで、個々の方向ごとにボリュームデータを取得する取得手段と、
    前記個々の方向ごとに取得された各ボリュームデータを構成するデータであって、所定の閾値以下となるデータを相対的に低いボクセル値に変換する閾値処理手段と、
    前記閾値処理が施された各方向におけるボリュームデータを加算する加算手段と、
    前記第１のボリュームデータと前記加算後のボリュームデータを合成して合成データを生成する合成手段と、
    前記合成データに基づいて３次元画像データを生成する画像生成手段と、
    を有することを特徴とする超音波診断装置。
12. コンピュータに、
    第１の送信周波数で超音波を被検体に送信させることで第１のボリュームデータを取得させ、前記第１の送信周波数よりも周波数が低い第２の送信周波数で超音波を前記被検体に送信させることで第２のボリュームデータを取得させる取得機能と、
    前記第１のボリュームデータと前記第２のボリュームデータを合成して合成データを生成させる合成機能と、
    前記合成データに基づいて３次元画像データを生成させる画像生成機能と、
    を実行させることを特徴とする超音波診断装置の制御プログラム。

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