JP2008100094A

JP2008100094A - Ultrasonic diagnostic apparatus

Info

Publication number: JP2008100094A
Application number: JP2007310499A
Authority: JP
Inventors: Naohisa Kamiyama; 直久神山
Original assignee: Toshiba Corp
Current assignee: Toshiba Corp
Priority date: 2007-11-30
Filing date: 2007-11-30
Publication date: 2008-05-01
Anticipated expiration: 2018-10-05
Also published as: JP4468432B2

Abstract

<P>PROBLEM TO BE SOLVED: To provide an ultrasonic diagnostic apparatus by which three-dimensional information of a scanning cross-section is effectively utilized in various forms while displaying a two-dimensional image regarding real-time performance as important. <P>SOLUTION: The ultrasonic diagnostic apparatus is equipped with a transmission part 2 and a reception part 3 to collect echo signals by scanning the cross-section inside an examinee by an ultrasonic beam, a receiver part 4 to generate a two-dimensional image on the basis of the echo signals, an image memory unit 8 to retain three-dimensional volume data, a position detector 24 to detect a position of the cross-section to be scanned by the ultrasonic beam, a DSC 33 to generate the two-dimensional image of a cross-section same as the cross-section to be scanned by the ultrasonic beam on the basis of the detected cross-section, and a display part 7 to simultaneously display the two-dimensional image generated from the echo signals and the two-dimensional image generated from the volume data. <P>COPYRIGHT: (C)2008,JPO&INPIT

Description

本発明は、主に超音波造影剤を被検体に投与して、血管部の血流動態、パフュージョンの検出による臓器実質レベルの血行動態の観測、およびそれらの定量評価を行う目的で施される種々の画像処理機能を有する超音波診断装置に関する。 The present invention is mainly applied for the purpose of administering an ultrasound contrast agent to a subject, observing blood flow dynamics of blood vessels, hemodynamics at the organ parenchyma level by detecting perfusion, and quantitative evaluation thereof. The present invention relates to an ultrasonic diagnostic apparatus having various image processing functions.

超音波の医学的な応用としては種々の装置があるが、その主流は超音波パルス反射法を用いて生体の軟部組織の断層像を得る超音波診断装置である。この超音波診断装置は無侵襲検査法で、組織の断層像を表示するものであり、Ｘ線診断装置、Ｘ線コンピュータ断層撮影装置（Ｘ線ＣＴ）、磁気共鳴映像装置（ＭＲＩ）および核医学診断装置（ガンマカメラ、ＳＰＥＣＴ等）等の他の診断装置に比べて、リアルタイム表示が可能、装置が小型で安価、Ｘ線などの被曝がなく安全性が高い、および超音波ドプラ法により血流イメージングが可能であるなどの特徴を有している。 There are various types of medical applications of ultrasound, but the mainstream is an ultrasound diagnostic apparatus that obtains a tomographic image of a soft tissue of a living body using an ultrasonic pulse reflection method. This ultrasonic diagnostic apparatus is a non-invasive examination method that displays a tomographic image of a tissue. An X-ray diagnostic apparatus, an X-ray computed tomography apparatus (X-ray CT), a magnetic resonance imaging apparatus (MRI), and nuclear medicine Compared to other diagnostic devices such as diagnostic devices (gamma camera, SPECT, etc.), real-time display is possible, the device is small and inexpensive, high safety without exposure to X-rays, etc., and blood flow by ultrasonic Doppler method It has features such as imaging.

このため心臓、腹部、乳腺、泌尿器、および産婦人科などで広く超音波診断が行われている。特に、超音波プローブを体表から当てるだけの簡単な操作で心臓の拍動や胎児の動きの様子がリアルタイム表示で得られ、かつ安全性が高いため繰り返して検査が行えるほか、ベッドサイドへ移動していっての検査も容易に行えるなど簡便である。 For this reason, ultrasonic diagnosis is widely performed in the heart, abdomen, mammary gland, urology, and gynecology. In particular, the heartbeat and fetal movement can be obtained in real time by simply operating the ultrasound probe from the surface of the body, and because it is highly safe, it can be repeatedly examined and moved to the bedside. Therefore, it is easy to carry out inspections.

また、超音波ドプラ法による振動子へ向かうあるいは遠ざかる血流の速度分布や、パワードプラ法による血流エコー信号のパワ値の分布を表示することが可能となっている。特にパワードプラ法は、より高感度に血管系のパフュージョンの検出が可能で、腎臓のより末梢レベルの血流異常や肝癌などの診断に用いられつつある。 In addition, it is possible to display the velocity distribution of blood flow toward or away from the vibrator by the ultrasonic Doppler method and the power value distribution of the blood flow echo signal by the power Doppler method. In particular, the power Doppler method can detect perfusion of the vascular system with higher sensitivity, and is being used for diagnosis of abnormal blood flow at the peripheral level of the kidney, liver cancer, and the like.

このような超音波診断の分野でも、Ｘ線ＣＴやＭＲＩと同様に、３次元画像に対するニーズが高まっている。３次元画像は、２次元の断層像から得られる平面的な情報に加えて、その奥行き方向の情報も加味されるので、組織の形状、血管の走行の様子等をより明確に知ることができるものと期待されている。 In such a field of ultrasonic diagnosis, the need for a three-dimensional image is increasing as in the case of X-ray CT and MRI. In addition to the planar information obtained from a two-dimensional tomographic image, the three-dimensional image takes into account the information in the depth direction, so that the shape of the tissue, the state of blood vessels, etc. can be known more clearly. It is expected.

３次元情報の取得には、プローブに取り付けられた位置センサによって位置情報とその時の画像情報とを同時に取り込み、その後、位置情報に基づいて３次元画像を再構築するものである。現在まで多くの手法が提案されてきたが、近年のＣＰＵの高速化に伴って非常に短時間で、３次元画像の再構築と表示が行えるようになってきた。 For obtaining three-dimensional information, position information and image information at that time are simultaneously captured by a position sensor attached to a probe, and then a three-dimensional image is reconstructed based on the position information. Many techniques have been proposed so far, but with the recent increase in CPU speed, three-dimensional images can be reconstructed and displayed in a very short time.

しかしながら、如何にＣＰＵが高速になったとはいえ、２次元表示と同様に、３次元スキャンにより取り込んだ３次元のエコーデータから３次元画像をリアルタイム又はそれに近い時間で再構築し、表示することができるようになるには、まだまた至っていないのが現状である。従って、実際には、３次元データを取り込みそしてスキャンを停止した後に、３次元画像を再構築し、それから表示して見るといった形式を取らざるを得ない。このため通常の診断では、やはり旧来からの２次元の断層像をリアルタイムで観察することがほとんどである。 However, regardless of how fast the CPU is, it is possible to reconstruct and display a 3D image in real time or a time close to it from 3D echo data captured by a 3D scan, as in 2D display. The current situation is that we have not yet reached the point where we can do it. Therefore, in practice, after taking the three-dimensional data and stopping the scanning, the three-dimensional image is reconstructed and then displayed and viewed. For this reason, in normal diagnosis, the conventional two-dimensional tomographic image is often observed in real time.

本発明の目的は、リアルタイム性を重視して２次元画像を表示しながらも、走査断面の３次元的な位置情報を様々な形で有効に活用することにある。 An object of the present invention is to effectively utilize three-dimensional position information of a scanning section in various forms while displaying a two-dimensional image with an emphasis on real-time characteristics.

本発明の第１局面は、被検体内部の断面を超音波ビームで走査することによりエコー信号を収集する手段と、前記エコー信号に基づいて２次元画像を生成する手段と、３次元のボリュームデータを保持する手段と、前記超音波ビームで走査する断面の位置を検出する手段と、前記検出された断面の位置情報に基づいて、前記超音波ビームで走査する断面と同じ断面の２次元画像を前記ボリュームデータから生成する手段と、前記エコー信号から生成した２次元画像と、前記ボリュームデータから生成した２次元画像とを同時表示する手段とを具備したことを特徴とする。
本発明の第２局面は、被検体内部の断面を超音波ビームで走査することによりエコー信号を収集する手段と、前記エコー信号に基づいて２次元画像を生成する手段と、３次元のボリュームデータを保持する手段と、前記超音波ビームで走査する断面の位置を検出する手段と、前記検出された断面の位置情報に基づいて、前記超音波ビームで走査する断面と同じ断面内の部分画像を前記ボリュームデータから生成する手段と、前記エコー信号から生成した２次元画像に、前記ボリュームデータから生成した部分画像を合成表示する手段とを具備したことを特徴とする。 According to a first aspect of the present invention, there is provided means for collecting an echo signal by scanning a cross section inside a subject with an ultrasonic beam, means for generating a two-dimensional image based on the echo signal, and three-dimensional volume data. Holding means, means for detecting the position of the cross section scanned with the ultrasonic beam, and a two-dimensional image of the same cross section as the cross section scanned with the ultrasonic beam based on the position information of the detected cross section It comprises means for generating from the volume data, means for simultaneously displaying a two-dimensional image generated from the echo signal, and a two-dimensional image generated from the volume data.
According to a second aspect of the present invention, there is provided means for collecting echo signals by scanning a cross section inside a subject with an ultrasonic beam, means for generating a two-dimensional image based on the echo signals, and three-dimensional volume data. And a means for detecting the position of the cross section scanned with the ultrasonic beam, and a partial image in the same cross section as the cross section scanned with the ultrasonic beam based on the position information of the detected cross section. The apparatus includes: means for generating from the volume data; and means for combining and displaying a partial image generated from the volume data on a two-dimensional image generated from the echo signal.

本発明によれば、リアルタイム性を重視して２次元画像を表示しながらも、走査断面の３次元的な位置情報を様々な形で有効に活用することができる。 According to the present invention, it is possible to effectively utilize the three-dimensional position information of the scanning section in various forms while displaying a two-dimensional image with emphasis on real-time characteristics.

以下に、本発明の実施形態を図面に基づき説明する。本発明はあらゆる関心部位について適用可能であるが、以下では肝臓、膵臓などの腫瘍もしくは血管を観察して異常部位を同定するケースを想定して説明する。 Embodiments of the present invention will be described below with reference to the drawings. Although the present invention can be applied to any region of interest, the following description will be made assuming that an abnormal region is identified by observing a tumor or blood vessel such as a liver or pancreas.

（第１実施形態）
図１に第１実施形態に係る超音波診断装置の構成を示している。本装置は、被検体との間で超音波信号の送受信を担う超音波プローブ１と、この超音波プローブ１を駆動し、且つ超音波プローブ１を介して収集したエコー信号を処理する装置本体２０と、この装置本体２０に接続され、且つオペレータからの各種指示情報を装置本体２０に入力するための操作パネル２１とから構成される。操作パネル２１には、トラックボール２２やキーボード２３といった様々な入力機器が接続あるいは設置されている。この操作パネル２１を介して、走査条件の設定、関心領域（region of interest）の設定、その他、本発明に関わる様々な設定条件が入力されるようになっている。 (First embodiment)
FIG. 1 shows the configuration of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the first embodiment. This apparatus includes an ultrasonic probe 1 responsible for transmission / reception of ultrasonic signals to / from a subject, and an apparatus main body 20 that drives the ultrasonic probe 1 and processes echo signals collected via the ultrasonic probe 1. And an operation panel 21 that is connected to the apparatus main body 20 and inputs various instruction information from the operator to the apparatus main body 20. Various input devices such as a trackball 22 and a keyboard 23 are connected to or installed on the operation panel 21. Via this operation panel 21, setting of scanning conditions, setting of a region of interest, and other various setting conditions related to the present invention are input.

超音波プローブ１の先端部分には、複数の微小な圧電セラミックス等の振動子が配列されている。この超音波プローブ１の形態としては、セクタ対応、リニア対応、コンベックス対応等いずれであってもよい。ここでは、セクタ対応型の超音波プローブ１として説明する。 A plurality of micro vibrators such as piezoelectric ceramics are arranged at the tip of the ultrasonic probe 1. The form of the ultrasonic probe 1 may be any of sector correspondence, linear correspondence, convex correspondence, and the like. Here, a description will be given of the sector-corresponding ultrasonic probe 1.

装置本体２０には、超音波送信部２、超音波受信部３、レシーバ部４、Ｂモードディジタルスキャンコンバータ５、メモリ合成部６、表示部７、イメージメモリユニット８、ドプラユニット９といった一般的な構成要素の他に、本発明に関わる位置検出器２４、座標メモリユニット２５、マーカ用ディジタルスキャンコンバータ２６が具備されている。 The apparatus main body 20 includes an ultrasonic transmitter 2, an ultrasonic receiver 3, a receiver 4, a B-mode digital scan converter 5, a memory synthesizer 6, a display unit 7, an image memory unit 8, and a Doppler unit 9. In addition to the components, a position detector 24, a coordinate memory unit 25, and a marker digital scan converter 26 according to the present invention are provided.

超音波送信部２は、パルス発生器２Ａ、送信遅延回路２Ｂおよびパルサ２Ｃからなり、各チャンネルの遅延時間をコントロールして、超音波をビーム状に成形し、これをパルス波として被検体に送信すると共に、超音波ビームの向きを変えて被検体内の断面を走査するために設けられている。この超音波送信部２の駆動により超音波プローブ１から送信された超音波ビームは、被検体内の音響インピーダンスの不連続面で反射し、超音波プローブ１に返ってくる。 The ultrasonic transmitter 2 includes a pulse generator 2A, a transmission delay circuit 2B, and a pulsar 2C. The ultrasonic transmitter 2 controls the delay time of each channel, shapes the ultrasonic wave into a beam shape, and transmits this as a pulse wave to the subject. In addition, it is provided to scan the cross section in the subject by changing the direction of the ultrasonic beam. The ultrasonic beam transmitted from the ultrasonic probe 1 by driving the ultrasonic transmission unit 2 is reflected by the discontinuous surface of the acoustic impedance in the subject and returns to the ultrasonic probe 1.

超音波プローブ１の各振動子で変換された微小な電気信号（エコー信号）は、チャンネル毎に超音波受信部３に取り込まれ、ここで、まずプリアンプ３Ａで増幅され、次に受信遅延回路３Ｂにより送信時と同じ遅延時間を与えられ、最後に加算器３Ｃで加算される。この加算により特定方向からの反射成分が強調された受信信号が生成される。 A minute electric signal (echo signal) converted by each transducer of the ultrasonic probe 1 is taken into the ultrasonic receiver 3 for each channel, where it is first amplified by the preamplifier 3A and then received by the reception delay circuit 3B. Is given the same delay time as at the time of transmission, and finally added by the adder 3C. By this addition, a reception signal in which a reflection component from a specific direction is emphasized is generated.

この受信信号は、レシーバ部４に取り込まれ、ここで、対数増幅され、包路線検波され、そしてアナログディジタルコンバータでディジタル信号として出力される。レシーバ部４からの出力は、Ｂモード用ディジタルスキャンコンバータ（ＤＳＣ）５により、超音波スキャンのラスタ信号列から、ビデオフォーマットのラスタ信号列に変換される。これにより断層像データ、いわゆるＢモード画像データが生成される。この断層像データは、メモリ合成部６を介して表示部７に送られ、濃淡表示される。 This received signal is taken into the receiver unit 4, where it is logarithmically amplified, envelope-detected, and output as a digital signal by an analog-digital converter. The output from the receiver unit 4 is converted by a B-mode digital scan converter (DSC) 5 from an ultrasonic scan raster signal sequence to a video format raster signal sequence. As a result, tomographic image data, so-called B-mode image data, is generated. This tomographic image data is sent to the display unit 7 via the memory synthesis unit 6 and displayed in grayscale.

また、超音波受信部３で生成された受信信号は、ドプラユニット９にも取り込まれ、ここで、まず直交位相検波され、次にディジタル信号に変換される。そしてＭＴＩフィルタでドプラ検査対象外の例えば心臓壁等の遅い移動体での反射により周波数偏移を受けた低周波成分（クラッタ成分）が除去され、ドプラ検査対象の血球等の速い移動体での反射により周波数偏移を受けた高周波成分（血流成分）だけが通過される。さらに、この血流成分は自己相関器により周波数解析され、これにより各周波数の強さが求められる。この各周波数の強さに基づいて、平均速度と、その分散と、パワーとが演算される。これにより２次元的な血流の様子を表す血流画像データが生成される。この血流画像データは、メモリ合成部６において、断層像データと合成されて表示部７にカラーで表示される。 The reception signal generated by the ultrasonic wave receiving unit 3 is also taken into the Doppler unit 9, where it is first subjected to quadrature detection and then converted to a digital signal. The MTI filter removes the low frequency component (clutter component) that has undergone frequency shift due to reflection from a slow moving body such as a heart wall that is not subject to Doppler examination, and the fast moving body such as blood cell that is subject to Doppler examination. Only high frequency components (blood flow components) that have undergone frequency shift due to reflection are passed. Further, the blood flow component is subjected to frequency analysis by an autocorrelator, whereby the strength of each frequency is obtained. Based on the strength of each frequency, the average speed, its variance, and power are calculated. Thereby, blood flow image data representing a two-dimensional state of blood flow is generated. The blood flow image data is combined with the tomographic image data in the memory combining unit 6 and displayed in color on the display unit 7.

イメージメモリ８は、Ｂモードディジタルスキャンコンバータ５における変換前の超音波スキャンのラスタ信号列データと変換後のビデオフォーマットのラスタ信号列データのいずれか一方または両方を記憶保持するために設けられており、これらのデータは例えば診断の後に操作者が任意に呼び出して表示再生することができるようになっている。 The image memory 8 is provided to store and hold either one or both of the raster signal string data of the ultrasonic scan before conversion and the raster signal string data of the video format after conversion in the B-mode digital scan converter 5. These data can be displayed and reproduced by an operator arbitrarily calling after diagnosis, for example.

次に、本実施形態の主要部分である位置検出器２４、座標メモリユニット２５、マーカ用ディジタルスキャンコンバータ２６について、３次元スキャンの仕組みと共に説明する。 Next, the position detector 24, the coordinate memory unit 25, and the marker digital scan converter 26, which are the main parts of the present embodiment, will be described together with the mechanism of the three-dimensional scan.

（３次元スキャン）
図２はこの３次元スキャンの一例を示す図である。３次元スキャンは、走査面を被検体Ｐの３次元領域で移動して、その３次元領域内の各点から受信信号を収集するスキャンである。ここでは３次元スキャンは、プローブ１の先端を被検体の体表面に当て、この位置（以下、基準位置Ｐ０と称する）を固定したままで、プローブ１をＸ軸（被検体Ｐの体軸に水平方向に直交する直交軸）を中心とした回転αと、プローブ１のＹ軸（被検体Ｐの体軸に垂直方向に直交する直交軸）を中心とした回転βと、プローブ１のＺ軸（被検体Ｐの体軸に平行な軸）を中心とした回転γとを適当に組み合わせて動かすことによって行われる。 (3D scanning)
FIG. 2 shows an example of this three-dimensional scan. The three-dimensional scan is a scan in which the scanning plane is moved in the three-dimensional region of the subject P, and received signals are collected from each point in the three-dimensional region. Here, in the three-dimensional scan, the tip of the probe 1 is applied to the body surface of the subject, and the probe 1 is placed on the X axis (the body axis of the subject P) while this position (hereinafter referred to as the reference position P0) is fixed. Rotation α about the orthogonal axis perpendicular to the horizontal direction), rotation β about the Y axis of the probe 1 (orthogonal axis perpendicular to the body axis of the subject P), and the Z axis of the probe 1 This is performed by appropriately combining and moving the rotation γ around (the axis parallel to the body axis of the subject P).

（断面位置検出）
位置検出回路２４は、３次元スキャンの中でプローブ１の基準位置Ｐ０（x0,y0,z0）、角度θα（Ｘ軸を中心とした回転角度）、角度θβ（Ｙ軸を中心とした回転角度）、角度θγ（Ｚ軸を中心とした回転角度）を常時又は定期的に検出する。これらの検出信号（以下、位置情報とよぶ）は、超音波ビームで走査する断面の位置を表している。 (Cross-section position detection)
The position detection circuit 24 includes a reference position P0 (x0, y0, z0), an angle θα (a rotation angle about the X axis), an angle θβ (a rotation angle about the Y axis) in the three-dimensional scan. ), The angle θγ (rotational angle about the Z axis) is detected constantly or periodically. These detection signals (hereinafter referred to as position information) represent the position of the cross section scanned with the ultrasonic beam.

（関心点の３次元位置情報の取得及び記憶）
図３（ａ）に示すように、操作者は、装置パネル２１等を操作して画面上でポインタを動かして、表示部７に表示されている断層像上の腫瘍等の関心点を指定すると、座標メモリユニット２５からマーカデータが出力される。このマーカデータは、マーカ用ディジタルスキャンコンバータ２６を介してメモリ合成部６で断層像データに合成される。これにより、断層像の関心点にマーカＰ１が重畳される。なお、このマーカの形状は、×印に限らず、円、多角形、矢印など任意のものでよいし、またマーカは、１つに限らず、複数（Ｐ２，Ｐ３，...）指定することができる。 (Acquisition and storage of 3D position information of interest points)
As shown in FIG. 3A, when the operator operates the device panel 21 or the like to move the pointer on the screen and designates a point of interest such as a tumor on the tomographic image displayed on the display unit 7. Marker data is output from the coordinate memory unit 25. The marker data is combined with the tomographic image data by the memory combining unit 6 via the marker digital scan converter 26. Thereby, the marker P1 is superimposed on the point of interest of the tomographic image. Note that the shape of the marker is not limited to the x mark, and any shape such as a circle, a polygon, or an arrow may be used, and the number of markers is not limited to one, and a plurality (P2, P3,. be able to.

座標メモリユニット２５では、画面内のマーカの位置を求め、この位置と、位置検出回路２４で検出された断面位置とから、図３（ｂ）に示す関心点の３次元座標（位置情報）を計算し、これを記憶する。 In the coordinate memory unit 25, the position of the marker in the screen is obtained, and from this position and the cross-sectional position detected by the position detection circuit 24, the three-dimensional coordinates (position information) of the point of interest shown in FIG. Calculate and memorize this.

（マーカ再表示）
ある断面の断層像上に関心点が指定され、その関心点の位置情報が記憶されたた後、腫瘍等を別な方向から観察する等の目的で、走査断面が変更されることがある。この変更された走査断面の位置情報が位置検出回路２４で検出され、座標メモリユニット２５に供給される。座標メモリユニット２５では、記憶した関心点の位置情報と、変更された走査断面の位置情報とに基づいて、変更された走査断面内に関心点が含まれるか否かを判定し、変更された走査断面内に関心点が含まれないとき、マーカデータを出力しない。これにより、変更した走査断面の断層像には、マーカは表示されない。一方、変更された走査断面内に関心点が含まれるとき、座標メモリユニット２５は、マーカデータを出力する。これにより、変更した走査断面の断層像には、マーカが重畳され表示される。 (Marker redisplay)
After a point of interest is specified on a tomographic image of a certain cross section and position information of the point of interest is stored, the scanning cross section may be changed for the purpose of observing a tumor or the like from another direction. The position information of the changed scanning section is detected by the position detection circuit 24 and supplied to the coordinate memory unit 25. The coordinate memory unit 25 determines whether or not the point of interest is included in the changed scanning section based on the stored position information of the point of interest and the position information of the changed scanning section. When the point of interest is not included in the scanning section, marker data is not output. Thereby, the marker is not displayed on the tomographic image of the changed scanning section. On the other hand, when the point of interest is included in the changed scanning section, the coordinate memory unit 25 outputs marker data. Thereby, the marker is superimposed and displayed on the tomographic image of the changed scanning section.

従って、走査断面の異なる断層像間の３次元的な位置関係をマーカを媒介してある程度把握することができる。これにより、
腫瘍を別な断面より再度観察する場合、容易に見つけることができる、
血管の狭窄部位を別な断面より再度観察する場合、血管走行の位置関係を観察しやすくなる、
臓器中の病変の数を数える場合、重複を避けて正確に数えることができる、操作者にとっては３次元画像は現れず、従来の２Ｄの断層像で診断を行うわけであるから、従来通りの診断の中で比較的簡単に使用できる
といった効果を奏することができる。 Therefore, the three-dimensional positional relationship between tomographic images having different scanning sections can be grasped to some extent through the marker. This
If you observe the tumor again from a different section, you can easily find it,
When observing the stenosis part of the blood vessel again from another cross section, it becomes easier to observe the positional relationship of the blood vessel running.
When counting the number of lesions in an organ, it can be accurately counted without duplication. For the operator, a 3D image does not appear, and diagnosis is performed with a conventional 2D tomographic image. The effect that it can be used comparatively easily in diagnosis can be produced.

（マーカの別な例）
マーカとしては、図４（ａ）のように、血管断面あるいは腫瘍輪郭といった、関心領域のトレースライン（ＴＬ）であってもよい。このようなマークを断層像に重畳表示させる例としては、トレースラインＴＬは、Ｎ個の点（Ｐ１１、Ｐ１２、...Ｐ１Ｎ）とみなし、上記Ｐ１の場合と同様に、変更した走査断面がトレースラインＴＬと交差するか否かを判別し（図４（ｂ））、交差する場合には、交差点を表すマーカＣＰ１，ＣＰ２を断層像に重畳表示させる（図４（ｃ））。 (Another example of marker)
The marker may be a trace line (TL) of a region of interest such as a blood vessel cross section or a tumor contour as shown in FIG. As an example of superimposing and displaying such a mark on the tomographic image, the trace line TL is regarded as N points (P11, P12,... P1N), and the changed scanning section is the same as in the case of P1. It is determined whether or not it intersects with the trace line TL (FIG. 4B), and in the case of intersecting, markers CP1 and CP2 representing the intersection are superimposed and displayed on the tomographic image (FIG. 4C).

また、トレースラインＴＬを、変更した走査断面に投影し、この投影したトレースラインＰＴＬを断層像に重畳表示させる。 Further, the trace line TL is projected onto the changed scanning section, and the projected trace line PTL is superimposed on the tomographic image.

（関心点の領域拡大）
上述したように変更された走査断面内に関心点が含まれるか否かを厳密に判断する場合、変更した走査断面から関心点が微小に外れた場合であっても、マーカは表示されないことになってしまい、非常に扱いづらい。よって、関心点を、
（Ｐ１）＝（ｘ１，ｙ１，ｚ１）
という点で扱うのではなくて、
Ａｒｅａ（Ｐ１）＝（ｘ１±σ，ｙ１±σ，ｚ１±σ）
という領域に拡大して、この拡大した領域が、変更された走査断面と交差しているか否かを緩やかに判断することができる。なお、拡大パラメータσは、操作者によって任意に指定が可能である。 (Expanding the area of interest)
When it is strictly determined whether or not the point of interest is included in the changed scanning section as described above, the marker is not displayed even if the point of interest is slightly deviated from the changed scanning section. It becomes very difficult to handle. So the point of interest
(P1) = (x1, y1, z1)
Instead of dealing with
Area (P1) = (x1 ± σ, y1 ± σ, z1 ± σ)
It is possible to gently determine whether or not the enlarged area intersects the changed scanning section. The enlargement parameter σ can be arbitrarily designated by the operator.

（近傍表示）
上述の関心点の拡大を発展させた例として、走査断面が関心点に接近していることを表すことができる。例えば、操作者によって指定された関心点Ｐ１に対して、その位置を中心とした２種類の領域を、
Ａｒｅａ１（Ｐ１）＝（ｘ１±σ１，ｙ１±σ１，ｚ１±σ１）
と、
Ａｒｅａ２（Ｐ１）＝（ｘ１±σ２，ｙ１±σ２，ｚ１±σ２）
と設定する。なお、σ＜σ１＜σ２である。 (Nearby display)
As an example of the above-described expansion of the point of interest, it can be shown that the scanning section is close to the point of interest. For example, with respect to the point of interest P1 designated by the operator, two types of regions centered on the position are represented as follows:
Area1 (P1) = (x1 ± σ1, y1 ± σ1, z1 ± σ1)
When,
Area2 (P1) = (x1 ± σ2, y1 ± σ2, z1 ± σ2)
And set. Note that σ <σ1 <σ2.

そして、領域Ａｒｅａ２（Ｐ１）が、変更された走査断面と交差しているときと、領域Ａｒｅａ１（Ｐ１）が、変更された走査断面と交差しているときと、関心点Ｐ１が、変更された走査断面に含まれるときとで、マーカの表示態様を形状や色などで変えることにより、走査断面がマークに接近してること、また、徐々に接近又は遠ざかっている様子を認識することができる。具体的には、走査断面が領域Ａｒｅａ２（Ｐ１）と交差する場合、比較的小さなマーカを表示し、そして走査断面が領域Ａｒｅａ１（Ｐ１）と交差する場合、比較的大きなマーカを表示する。これによって、以前に付記した関心点を別な走査断面から探すことが比較的容易となる。なお、本手法はカラードプラ法についても同様に実現可能である。 When the area Area2 (P1) intersects with the changed scanning section, when the area Area1 (P1) intersects with the changed scanning section, the point of interest P1 is changed. By changing the display mode of the marker depending on the shape or color depending on when it is included in the scanning cross section, it is possible to recognize that the scanning cross section is approaching the mark and gradually approaching or moving away. Specifically, when the scanning section intersects with the area Area2 (P1), a relatively small marker is displayed, and when the scanning section intersects with the area Area1 (P1), a relatively large marker is displayed. This makes it relatively easy to find the previously noted points of interest from another scan section. Note that this method can be similarly realized for the color Doppler method.

（位置検出回路２４の変形例）
位置検出回路２４は、プローブ１との相対位置を検出するもので、被検体Ｐの絶対位置が動いてしまうと、位置整合誤差が生じて、リアルタイム画像とマーカとがずれしまう可能性がある。そこで、図５に示すように、被検体Ｐの少なくとも３カ所に位置センサ６０を取り付けることで、位置検出回路２４は被検体Ｐとプローブ１の両者の位置を同時に検出し、常に被検体−プローブの位置関係を補正することが可能である。 (Modification of position detection circuit 24)
The position detection circuit 24 detects a relative position with respect to the probe 1. If the absolute position of the subject P moves, a position alignment error may occur, and the real-time image and the marker may shift. Therefore, as shown in FIG. 5, by attaching the position sensors 60 to at least three places of the subject P, the position detection circuit 24 detects the positions of both the subject P and the probe 1 at the same time, and always the subject-probe. It is possible to correct the positional relationship.

（第２実施形態）
図６に、第２実施形態に係る超音波診断装置の構成を示している。図６において、図１と同じ部分には同じ符号を付して説明を省略する。第２実施形態では、外部入力装置３１、ボリュームメモリユニット３２、内部データディジタルスキャンコンバータ３３が設けられている。ボリュームメモリユニット３２には、外部入力装置３１を介して入力される心臓や腹部等の超音波によるボリュームデータが記憶されている。このボリュームデータは、超音波診断装置で得られたものでかぎらず、Ｘ線コンピュータ断層撮影装置（ＣＴスキャン）や時期共鳴映像装置（ＭＲＩ）等の他のモダリティで得られたデータであってもよい。 (Second Embodiment)
FIG. 6 shows the configuration of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the second embodiment. In FIG. 6, the same parts as those in FIG. In the second embodiment, an external input device 31, a volume memory unit 32, and an internal data digital scan converter 33 are provided. The volume memory unit 32 stores volume data by ultrasonic waves such as the heart and the abdomen input via the external input device 31. This volume data is not limited to that obtained by an ultrasonic diagnostic apparatus, but may be data obtained by other modalities such as an X-ray computed tomography apparatus (CT scan) or a time resonance imaging apparatus (MRI). Good.

ボリュームメモリユニット３２は、位置検出装置２４で検出された走査断面の位置情報に従って、その断面内のデータをボリュームデータから選択的に読み出し、内部データディジタルスキャンコンバータ３３ではこの読み出されたデータから、位置検出装置２４で検出された走査断面、つまりリアルタイムで走査している断面と同じ断面の断層像データを再構成する。 The volume memory unit 32 selectively reads out the data in the cross section from the volume data according to the position information of the scanning cross section detected by the position detecting device 24, and the internal data digital scan converter 33 reads out the data from the read out data. The tomographic image data of the same cross section as the scanning cross section detected by the position detection device 24, that is, the cross section scanning in real time is reconstructed.

このとき、位置情報は位置検出装置２４でリアルタイムに検出されるため、プローブ１の動きによる走査断面の移動に合わせて、ボリュームデータを基に再構成される断層像も変化する。 At this time, since the position information is detected in real time by the position detection device 24, the tomographic image reconstructed based on the volume data also changes in accordance with the movement of the scanning section due to the movement of the probe 1.

内部データディジタルスキャンコンバータ３３で再構成された断層像データは、メモリ合成部６で、リアルタイムの断層像データと１画面に並列に合成され、表示部７に表示される。 The tomographic image data reconstructed by the internal data digital scan converter 33 is combined with the real-time tomographic image data in parallel on one screen by the memory combining unit 6 and displayed on the display unit 7.

（位置整合）
上述したように記憶しているボリュームデータから、リアルタイムで走査している断面と同じ断面の断層像データを再構成することから、位置整合を図ることが必要とされる。この手順を図７に示している。まず、図８（ａ）に示すように、リアルタイムの断層像１０１と、ボリュームデータから適当な断面で再構成した断層像１０２とを同時表示する。次に、操作者は、プローブ１を固定したままで、図８（ｂ）に示すように、再構成した断層像がリアルタイムの断層像と略同じ断面に関する画像になるように、両画像を見比べて、ボリュームデータから再構成する断面の位置を、キーボード２３あるいはトラックボール２２等を使って、ＸＹＺ各軸に関して回転し、また平行移動する。これにより位置整合（位置調整）が完了して、プローブ１の動きによる走査断面の移動に合わせて、ボリュームデータを基に再構成される断層像も変化する。 (Position alignment)
Since the tomographic image data having the same cross section as the cross section scanned in real time is reconstructed from the stored volume data as described above, it is necessary to achieve positional alignment. This procedure is shown in FIG. First, as shown in FIG. 8A, a real-time tomographic image 101 and a tomographic image 102 reconstructed with an appropriate cross section from volume data are simultaneously displayed. Next, the operator compares both images so that the reconstructed tomographic image becomes an image related to substantially the same cross section as the real-time tomographic image as shown in FIG. Then, the position of the cross section to be reconstructed from the volume data is rotated and translated with respect to the XYZ axes using the keyboard 23 or the trackball 22 or the like. Thereby, the position alignment (position adjustment) is completed, and the tomographic image reconstructed based on the volume data is changed in accordance with the movement of the scanning section due to the movement of the probe 1.

（第２実施形態の用途）
装置本体２０のボリュームメモリユニット３２に記憶させるボリュームデータを変えることにより、様々な用途に適用することができる。ボリュームデータとして例えば同じ患者の過去のデータを保持しておけば、同じ断面の治療前の断層像と治療後の断層像とを比較検討して、病変の推移を把握し易くなる。またボリュームデータとして例えば健常者のデータを保持しておけば、同じ断面の当該患者の断層像と健常者の断層像とを比較検討して、病変発見が容易になる。 (Use of the second embodiment)
By changing the volume data stored in the volume memory unit 32 of the apparatus main body 20, it can be applied to various uses. If, for example, past data of the same patient is held as volume data, it becomes easier to grasp the transition of the lesion by comparing and comparing the tomogram before treatment and the tomogram after treatment of the same section. If, for example, the data of a healthy person is stored as volume data, a lesion can be easily found by comparing and comparing the tomogram of the patient having the same cross section with the tomogram of the healthy person.

（第２実施形態の変形例）
本実施形態は、図９に示すように変形可能である。すなわち、上記ボリュームメモリユニット３２に、現在検査中の患者の直前に走査生成されたデータを記憶させておくものである。断層像データは、Ｂモードディジタルスキャンコンバータ５よりボリュームメモリユニット３２に送られ、位置検出装置２４からの位置情報と共に記憶される。 (Modification of the second embodiment)
This embodiment can be modified as shown in FIG. That is, the volume memory unit 32 stores data generated by scanning immediately before the patient currently under examination. The tomographic image data is sent from the B-mode digital scan converter 5 to the volume memory unit 32 and stored together with position information from the position detection device 24.

このようにボリュームデータとして例えば同じ患者の直前に収集したデータを保持しておけば、同じ断面の走査を容易に再現することができる。つまり、診断中に小さな病変を見つけて画像に記憶した際、もう一度確認しようと走査を試みても、正確な走査断面が不確かとなってしまう場合がある。このような場合も直前に記憶した画像と連動させて操作を行うことで、再び所望の病変を見つけることができるようになる。 Thus, if data collected immediately before the same patient, for example, is stored as volume data, scanning of the same cross section can be easily reproduced. That is, when a small lesion is found during diagnosis and stored in an image, an accurate scanning section may be uncertain even if scanning is attempted to confirm again. In such a case, a desired lesion can be found again by performing an operation in conjunction with the image stored immediately before.

（第２実施形態の他の変形例）
この変形例でボリュームメモリユニット３２に記録されているのは、原発性肝癌、転移性肝癌、胆石、血管腫といった占拠性疾患部のデータ、あるいは胎児などのデータである。これらのデータは、実際の症例から発病臓器のボリュームデータを記録し、その部位を部分的に抽出したものであってもよいし、高精度な３次元コンピュータグラフィックなどを用いて作成されたものでもよい。 (Other modifications of the second embodiment)
In this modification, data recorded in the volume memory unit 32 is data on occupied disease areas such as primary liver cancer, metastatic liver cancer, gallstones, and hemangiomas, or fetal data. These data may be data obtained by recording volume data of a diseased organ from an actual case and partially extracting the site, or may be created using highly accurate three-dimensional computer graphics or the like. Good.

このボリュームデータから、位置検出装置２４で検出されたリアルタイムの走査断面の位置情報を基に、当該走査断面と同じ断面に関する発病臓器だけの部分的な断層像データが再構成される。この再構成した部分的な断層像データは、リアルタイムで得られる断層像の中の該当する一部分にメモリ合成部６において嵌め込まれる。この嵌め込み処理は、リアルタイムで得られる断層像データを、再構成された部分的な断層像データに置き換えることにより行われる。なお、単に置き換えるだけではなく、境界の数ピクセルは重畳あるいはスムージング処理を施すなどして、あたかもリアルタイムで検査中の被検体の臓器中に挿入されているように合成することが重要である。 From this volume data, based on the position information of the real-time scanning section detected by the position detection device 24, partial tomographic image data of only the diseased organ relating to the same section as the scanning section is reconstructed. The reconstructed partial tomographic image data is inserted into the corresponding part of the tomographic image obtained in real time by the memory synthesis unit 6. This fitting process is performed by replacing the tomographic image data obtained in real time with the reconstructed partial tomographic image data. In addition, it is important not only to replace but also to synthesize several pixels at the boundary as if they are inserted into the organ of the subject under examination in real time by performing superposition or smoothing processing.

また、再構成する部分的な断層像データの画質条件は、診断装置のパネル操作と連動させて、リアルタイムの断層像との違和感をなくすことも重要である。通常、診断画像のゲイン、ダイナミックレンジなどは操作者が操作パネルを使って変更し、Ｂモードディジタルスキャンコンバータ５で設定される。この情報は、同時に内部データディジタルスキャンコンバータ３３にも伝わり、両者の画質が連動して変化することを可能とする。 It is also important that the image quality condition of the partial tomographic image data to be reconstructed is linked with the panel operation of the diagnostic apparatus so as to eliminate a sense of incongruity with the real-time tomographic image. Normally, the gain and dynamic range of the diagnostic image are changed by the operator using the operation panel and set by the B-mode digital scan converter 5. This information is simultaneously transmitted to the internal data digital scan converter 33, and the image quality of both can be changed in conjunction with each other.

ボリュームデータとリアルタイム断層像との位置整合は、上述した通りである。しかし、この変形例の主な目的は、健常被検体を観察しながらあたかも病変が存在するごとくスクリーニングを行うトレーニングに用いることである。したがって、操作者の位置補正は、肝臓の大まかな座標を設定するのみで、その後、再構成画像の為のボリュームデータの位置情報は、肝臓から外れない範囲でランダムに設定されることも可能とする。また、ボリュームメモリユニット３２はそこに記憶されている大きさや病名の異なる複数の種類のデータから、ランダムに選択される機能も持っている。 Position matching between the volume data and the real-time tomographic image is as described above. However, the main purpose of this modification is to use it for training in which screening is performed as if a lesion exists while observing a healthy subject. Therefore, the operator's position correction only sets the rough coordinates of the liver, and then the position information of the volume data for the reconstructed image can be set randomly within a range that does not deviate from the liver. To do. The volume memory unit 32 also has a function of being randomly selected from a plurality of types of data having different sizes and disease names stored therein.

これによって病変を探し、診断を行うトレーニングを、健常者を被検体にして行うことが可能となる。つまり、ボリュームデータとして例えば発病した別な患者のデータを保持しておけば、健常者を対象として、超音波検査の教育シミュレーションとして活用できるといった効果を奏することができる。 This makes it possible to perform training for searching for lesions and performing diagnosis for healthy subjects as subjects. In other words, if data of another patient who has become ill, for example, is stored as volume data, an effect can be obtained that can be used as an educational simulation for ultrasonic examinations for healthy individuals.

なお、本発明は上記実施形態そのままに限定されるものではなく、実施段階ではその要旨を逸脱しない範囲で構成要素を変形して具体化できる。また、上記実施形態に開示されている複数の構成要素の適宜な組み合わせにより、種々の発明を形成できる。例えば、実施形態に示される全構成要素から幾つかの構成要素を削除してもよい。さらに、異なる実施形態にわたる構成要素を適宜組み合わせてもよい。 Note that the present invention is not limited to the above-described embodiment as it is, and can be embodied by modifying the constituent elements without departing from the scope of the invention in the implementation stage. In addition, various inventions can be formed by appropriately combining a plurality of constituent elements disclosed in the embodiment. For example, some components may be deleted from all the components shown in the embodiment. Furthermore, constituent elements over different embodiments may be appropriately combined.

本発明の第１実施形態に係る超音波診断装置の構成を示すブロック図。1 is a block diagram showing a configuration of an ultrasonic diagnostic apparatus according to a first embodiment of the present invention. 図１のプローブ１を動かして行う一般的な３次元スキャンを示す模式図。The schematic diagram which shows the general three-dimensional scan performed by moving the probe 1 of FIG. （ａ）は図１のトラックボール２２等を介してリアルタイム画像上の任意位置に指定されたポイントマーカＰ１を示す図、（ｂ）は図１の位置検出装置２４で検出されたポイントマーカＰ１の位置を示す図。(A) is a diagram showing a point marker P1 designated at an arbitrary position on the real-time image via the trackball 22 or the like in FIG. 1, and (b) is a diagram of the point marker P1 detected by the position detection device 24 in FIG. The figure which shows a position. （ａ）は図１のトラックボール２２等を介してリアルタイム画像上に自由に描かれたトレースラインマーカＴ１を示す図、（ｂ）は（ａ）のトレースラインＴ１とそれを描いたときとは異なる走査断面とのクロスポイントＣＰ１，ＣＰ２を示す図、（ｃ）は（ｂ）の走査断面に対応する画像上に表示されたクロスポイントマーカＣＰ１，ＣＰ２と当該走査断面に投影されたトレースラインマーカＰＴ１とを示す図。(A) is a diagram showing a trace line marker T1 freely drawn on a real-time image via the trackball 22 or the like of FIG. 1, and (b) is a trace line T1 of (a) and when it is drawn. The figure which shows cross point CP1, CP2 with a different scanning cross section, (c) is the cross-line marker CP1, CP2 displayed on the image corresponding to the scanning cross section of (b), and the trace line marker projected on the said scanning cross section The figure which shows PT1. 図１の位置検出回路２４の他の構成例を示す図。FIG. 6 is a diagram showing another configuration example of the position detection circuit 24 in FIG. 1. 本発明の第２実施形態に係る超音波診断装置の構成を示すブロック図。The block diagram which shows the structure of the ultrasonic diagnosing device which concerns on 2nd Embodiment of this invention. 図６のボリュームメモリユニットのボリュームデータの座標系と位置検出装置２４の座標系とを整合させる手順を示すフローチャート。7 is a flowchart showing a procedure for matching the coordinate system of the volume data of the volume memory unit of FIG. 6 with the coordinate system of the position detection device 24. 第２実施形態に関わる位置整合処理の補足図であり、（ａ）は整合前のリアルタイム画像とボリュームデータから切り出された画像との並列表示例を示す図、（ｂ）は整合前のリアルタイム画像とボリュームデータから切り出された画像との並列表示例を示す図。It is a supplementary figure of the position alignment process in connection with 2nd Embodiment, (a) is a figure which shows the parallel display example of the real-time image before alignment, and the image cut out from volume data, (b) is the real-time image before alignment And FIG. 8 is a view showing a parallel display example of an image cut out from volume data. 本発明の第２実施形態の変形例に係る超音波診断装置の構成を示すブロック図。The block diagram which shows the structure of the ultrasonic diagnosing device which concerns on the modification of 2nd Embodiment of this invention. 第２実施形態の他の変形例に関わる部分的合成処理の補足図であり、（ａ）は合成前のリアルタイム画像の表示例を示す図、（ｂ）はボリュームデータから切り出された関心部位の部分画像の一例を示す図、（ｃ）はリアルタイム画像にボリュームデータから切り出された関心部位の部分画像を嵌め込み合成表示例を示す図。It is a supplementary figure of the partial synthetic | combination process in connection with the other modification of 2nd Embodiment, (a) is a figure which shows the example of a display of the real-time image before a synthesis | combination, (b) is a region of interest extracted from volume data. The figure which shows an example of a partial image, (c) is a figure which shows the example of a synthetic | combination display by inserting the partial image of the region of interest cut out from the volume data in the real-time image.

符号の説明Explanation of symbols

１…超音波プローブ、２…超音波送信部、２Ａ…パルス発生器、２Ｂ…送信遅延回路、２Ｃ…パルサ、３…超音波受信部、３Ａ…プリアンプ、３Ｂ…受信遅延回路、３Ｃ…加算器、４…レシーバ部、５…Ｂモードディジタルスキャンコンバータ、６…メモリ合成部、７…表示部、８…イメージメモリユニット、９…ドプラユニット、２０…装置本体、２１…操作パネル、２２…トラックボール、２３…キーボード、２４…位置検出装置、２５…座標メモリユニット、２６…マーカ用ディジタルスキャンコンバータ。 DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 ... Ultrasonic probe, 2 ... Ultrasonic transmission part, 2A ... Pulse generator, 2B ... Transmission delay circuit, 2C ... Pulser, 3 ... Ultrasonic reception part, 3A ... Preamplifier, 3B ... Reception delay circuit, 3C ... Adder DESCRIPTION OF SYMBOLS 4 ... Receiver part, 5 ... B-mode digital scan converter, 6 ... Memory composition part, 7 ... Display part, 8 ... Image memory unit, 9 ... Doppler unit, 20 ... Apparatus main body, 21 ... Operation panel, 22 ... Trackball , 23 ... keyboard, 24 ... position detection device, 25 ... coordinate memory unit, 26 ... digital scan converter for marker.

Claims

被検体内部の断面を超音波ビームで走査することによりエコー信号を収集する手段と、
前記エコー信号に基づいて２次元画像を生成する手段と、
３次元のボリュームデータを保持する手段と、
前記超音波ビームで走査する断面の位置を検出する手段と、
前記検出された断面の位置情報に基づいて、前記超音波ビームで走査する断面と同じ断面の２次元画像を前記ボリュームデータから生成する手段と、
前記エコー信号から生成した２次元画像と、前記ボリュームデータから生成した２次元画像とを同時表示する手段とを具備したことを特徴とする超音波診断装置。 Means for collecting echo signals by scanning a cross section inside the subject with an ultrasonic beam;
Means for generating a two-dimensional image based on the echo signal;
Means for holding three-dimensional volume data;
Means for detecting a position of a cross-section scanned with the ultrasonic beam;
Means for generating, from the volume data, a two-dimensional image of the same cross section as the cross section scanned with the ultrasonic beam based on the position information of the detected cross section;
An ultrasonic diagnostic apparatus comprising: means for simultaneously displaying a two-dimensional image generated from the echo signal and a two-dimensional image generated from the volume data.

被検体内部の断面を超音波ビームで走査することによりエコー信号を収集する手段と、
前記エコー信号に基づいて２次元画像を生成する手段と、
３次元のボリュームデータを保持する手段と、
前記超音波ビームで走査する断面の位置を検出する手段と、
前記検出された断面の位置情報に基づいて、前記超音波ビームで走査する断面と同じ断面内の部分画像を前記ボリュームデータから生成する手段と、
前記エコー信号から生成した２次元画像に、前記ボリュームデータから生成した部分画像を合成表示する手段とを具備したことを特徴とする超音波診断装置。 Means for collecting echo signals by scanning a cross section inside the subject with an ultrasonic beam;
Means for generating a two-dimensional image based on the echo signal;
Means for holding three-dimensional volume data;
Means for detecting a position of a cross-section scanned with the ultrasonic beam;
Means for generating a partial image in the same cross section as the cross section scanned with the ultrasonic beam from the volume data based on the position information of the detected cross section;
An ultrasonic diagnostic apparatus comprising: means for combining and displaying a partial image generated from the volume data on a two-dimensional image generated from the echo signal.