JP2011045472A - Ultrasonic diagnostic apparatus and method of controlling the same - Google Patents

Abstract

<P>PROBLEM TO BE SOLVED: To provide an ultrasonic diagnostic apparatus, more equally disposing ultrasonic beams in a three-dimensional space to generate a three-dimensional image of a heart in a shorter time. <P>SOLUTION: This ultrasonic diagnostic apparatus includes: an ultrasonic probe in which a one-dimensional array is rotatably constructed to an axis passing the center of the one-dimensional array and orthogonal to the array surface of ultrasonic vibrators; a beam scanning part for scanning the ultrasonic beams in two dimensions during the rotation of the one-dimensional array; and an image generating part, which generates two-dimensional beam data and synthesizes a plurality of two-dimensional beam data obtained by rotating the one-dimensional array to further generate a three-dimensional image. The beam scanning part scans the ultrasonic beams so that a difference between the array density of ultrasonic beams in a space near the axis of rotation of the one-dimensional array and the array density of the ultrasonic beams in a space radially distant from the space near the axis of rotation is made smaller in a three-dimensional space obtained by the rotation of the one-dimensional array and two-dimensional scanning. <P>COPYRIGHT: (C)2011,JPO&INPIT

Description

本発明は、超音波診断装置及びその制御方法に係り、特に、３次元データを取得可能な超音波診断装置及びその制御方法に関する。   The present invention relates to an ultrasonic diagnostic apparatus and a control method thereof, and more particularly to an ultrasonic diagnostic apparatus capable of acquiring three-dimensional data and a control method thereof.

３次元データを取得可能な超音波診断装置に使用される超音波プローブのひとつとして、マルチプレーンＴＥＥ（TransEsophageal Echocardiography：経食道心エコー法）超音波プローブ（以下、単にＴＥＥプローブという）がある（特許文献１参照）。   One of the ultrasonic probes used in an ultrasonic diagnostic apparatus capable of acquiring three-dimensional data is a multi-plane TEE (TransEsophageal Echocardiography) ultrasonic probe (hereinafter simply referred to as a TEE probe). Reference 1).

ＴＥＥプローブは、食道、胃等の上部消化管に経口的に挿入され、心臓等を超音波で撮像する超音波プローブである。ＴＥＥプローブの先端には超音波振動子が１次元アレイとして配列されており、超音波ビームをセクタ走査することによって、心臓等に対して扇状の断層像（２次元画像）を撮影することができる。   The TEE probe is an ultrasound probe that is orally inserted into the upper digestive tract such as the esophagus and stomach, and images the heart and the like with ultrasound. Ultrasonic transducers are arranged as a one-dimensional array at the tip of the TEE probe, and a sector-like tomographic image (two-dimensional image) can be taken with respect to the heart or the like by sector scanning of the ultrasonic beam. .

また、ＴＥＥプローブでは、１次元アレイの中心を通り超音波振動子面に直交する軸に対して、１次元アレイをモータ等で回転させることが可能となっており、異なった回転角度の複数の断層像を撮像することができる。１次元アレイを、例えば１８０度回転させる間に得られる複数の断層像を合成すれば、心臓等の３次元画像を得ることができる。   In the TEE probe, the one-dimensional array can be rotated by a motor or the like with respect to an axis that passes through the center of the one-dimensional array and is orthogonal to the ultrasonic transducer surface. A tomographic image can be taken. By synthesizing a plurality of tomographic images obtained while rotating the one-dimensional array, for example, 180 degrees, a three-dimensional image of the heart or the like can be obtained.

特開２００７−１５９９３０号公報JP 2007-159930 A

ＴＥＥプローブを使用した従来の超音波診断装置では、超音波ビームをセクタ走査するとき、超音波ビームの間隔が等しい角度となるように走査しており、１つの断層像に関するかぎり走査方向に対して均一な密度で超音波ビームを走査している。   In a conventional ultrasonic diagnostic apparatus using a TEE probe, when performing sector scanning of an ultrasonic beam, scanning is performed so that the intervals of the ultrasonic beams are equal to each other. The ultrasonic beam is scanned with a uniform density.

しかしながら、１次元アレイを回転させて、複数の断層面の画像を合成して３次元画像を得ようとするとき、３次元空間に対する超音波ビームの密度（分布）は均一とはなっていない。３次元空間上の超音波ビームの配置を回転の周方向でみると、回転中心の近傍領域では超音波ビームは密な間隔で配置され、回転中心から離れた領域では粗い間隔で配置されることになる。即ち、ＴＥＥプローブを使用した従来の超音波診断装置で得られる３次元画像は、１次元アレイの回転中心近傍の領域と、回転中心から離れた領域とでは超音波ビームの配置間隔が均等ではなく、この結果、解像度が大きく異なった３次元画像となってしまう。   However, when an attempt is made to rotate a one-dimensional array and combine a plurality of tomographic images to obtain a three-dimensional image, the density (distribution) of the ultrasonic beam in the three-dimensional space is not uniform. Looking at the arrangement of the ultrasonic beams in the three-dimensional space in the circumferential direction of rotation, the ultrasonic beams are arranged at a close interval in a region near the rotation center, and are arranged at a coarse interval in a region away from the rotation center. become. That is, in the three-dimensional image obtained by the conventional ultrasonic diagnostic apparatus using the TEE probe, the arrangement interval of the ultrasonic beams is not uniform between the region near the rotation center of the one-dimensional array and the region away from the rotation center. As a result, a three-dimensional image with greatly different resolutions is obtained.

他方、心臓は拡張と収縮を心周期ごとに繰り返しているが、ＴＥＥプローブの１次元アレイを１８０度回転させて３次元画像を合成しようとするとき、１次元アレイを１８０度回転させる間に心臓は複数回拡張と収縮を繰り返し、心臓の形状は心周期に同期して周期的に変動している。このため、２次元画像から３次元画像を合成するときには、同じ拡張状態（或いは収縮状態）、即ち、心周期に対して同じ時相（心時相）の２次元画像を抽出して合成する必要がある。   On the other hand, the heart repeats expansion and contraction every cardiac cycle. When a one-dimensional array of TEE probes is rotated 180 degrees to synthesize a three-dimensional image, the heart is rotated while the one-dimensional array is rotated 180 degrees. Repeats dilatation and contraction several times, and the shape of the heart fluctuates periodically in synchronization with the cardiac cycle. For this reason, when synthesizing a three-dimensional image from a two-dimensional image, it is necessary to extract and synthesize a two-dimensional image having the same expanded state (or contracted state), that is, the same time phase (cardiac time phase) with respect to the cardiac cycle. There is.

同一心時相の２次元画像を抽出する方法として、被験者の心電波形（ＥＣＧ(Electrocardiogram) 波形ともいう）から得られるＥＣＧトリガ信号を用いる方法が従来からある。心周期は健常な人でもある程度変動しており、ＥＣＧトリガ信号の周期も一定ではない。このため、ＴＥＥプローブを使用した従来の超音波診断装置では、１つのＥＣＧトリガ信号入力がされると１次元アレイを所定の角度（例えば１０度）だけ回転させた後一旦回転を停止させ、その後別のＥＣＧトリガ信号が入力されると、さらに同じ角度だけ回転させた後また回転を停止させる、という方法を用いていた。この方法によれば、同じ心時相の２次元画像は空間的にも等間隔な画像となる。   As a method for extracting a two-dimensional image of the same cardiac phase, there is a conventional method using an ECG trigger signal obtained from a subject's electrocardiogram waveform (also referred to as an ECG (Electrocardiogram) waveform). The heart cycle varies to some extent even in a healthy person, and the cycle of the ECG trigger signal is not constant. Therefore, in the conventional ultrasonic diagnostic apparatus using the TEE probe, when one ECG trigger signal is input, the one-dimensional array is rotated by a predetermined angle (for example, 10 degrees), and then the rotation is temporarily stopped. When another ECG trigger signal is input, a method of rotating the same angle and then stopping the rotation is used. According to this method, two-dimensional images having the same cardiac time phase are spatially equidistant images.

しかしながら、この方法は１次元アレイの回転と停止を繰り返しており、このため３次元画像を得るために要する時間が長くなってしまう。   However, this method repeats the rotation and stop of the one-dimensional array, which increases the time required to obtain a three-dimensional image.

本発明は、上記事情に鑑みてなされたものであり、１次元アレイを回転させながら３次元画像を生成する超音波診断装置において、３次元空間上における超音波ビームの配置をより均一化することができ、また、鼓動する心臓の３次元画像をより短時間で生成することができる超音波診断装置及びその制御方法を提供することを目的とする。   The present invention has been made in view of the above circumstances, and in an ultrasonic diagnostic apparatus that generates a three-dimensional image while rotating a one-dimensional array, the arrangement of ultrasonic beams in a three-dimensional space is made more uniform. It is another object of the present invention to provide an ultrasonic diagnostic apparatus capable of generating a three-dimensional image of a beating heart in a shorter time and a control method thereof.

上記課題を解決するため、本発明に係る超音波診断装置は、超音波振動子が１次元に配列された１次元アレイを具備し、前記１次元アレイの中心を通り前記超音波振動子の配列面に直交する軸に対して前記１次元アレイが回転可能に構成される超音波プローブと、
前記１次元アレイで形成される超音波ビームを、前記１次元アレイの回転中に２次元走査するビーム走査部と、前記２次元走査によって得られるエコー信号から２次元ビームデータを生成し、前記１次元アレイの回転によって得られる複数の前記２次元ビームデータを合成して３次元画像をさらに生成する画像生成部と、を備え、前記ビーム走査部は、前記１次元アレイの回転と前記２次元走査によって得られる３次元空間において、前記１次元アレイの回転軸近傍の空間における前記超音波ビームの配列密度と、前記回転軸近傍の空間より径方向に遠い空間における前記超音波ビームの配列密度との差が小さくなるよう、前記超音波ビームを走査する、ことを特徴とする。 In order to solve the above problems, an ultrasonic diagnostic apparatus according to the present invention includes a one-dimensional array in which ultrasonic transducers are arranged one-dimensionally, and the arrangement of the ultrasonic transducers passes through the center of the one-dimensional array. An ultrasonic probe configured such that the one-dimensional array is rotatable with respect to an axis orthogonal to a plane;
A two-dimensional beam data is generated from a beam scanning unit that two-dimensionally scans the ultrasonic beam formed by the one-dimensional array while the one-dimensional array is rotating, and an echo signal obtained by the two-dimensional scanning, An image generation unit that further generates a three-dimensional image by combining a plurality of the two-dimensional beam data obtained by rotating the two-dimensional array, and the beam scanning unit rotates the one-dimensional array and performs the two-dimensional scanning. In the three-dimensional space obtained by the above, the arrangement density of the ultrasonic beams in the space near the rotation axis of the one-dimensional array and the arrangement density of the ultrasonic beams in a space farther in the radial direction than the space near the rotation axis The ultrasonic beam is scanned so as to reduce the difference.

また、本発明に係る超音波診断装置の制御方法は、超音波振動子が１次元に配列された１次元アレイを具備する超音波プローブを用いて、前記１次元アレイの中心を通り前記超音波振動子の配列面に直交する軸に対して前記１次元アレイが回転させ、前記１次元アレイで形成される超音波ビームを、前記１次元アレイの回転中に２次元走査し、前記２次元走査によって得られるエコー信号から２次元ビームデータを生成し、前記１次元アレイの回転によって得られる複数の前記２次元ビームデータを合成して３次元画像をさらに生成する、ステップを備え、前記２次元走査するステップでは、前記１次元アレイの回転と前記２次元走査によって得られる３次元空間において、前記１次元アレイの回転軸近傍の空間における前記超音波ビームの配列密度と、前記回転軸近傍の空間より径方向に遠い空間における前記超音波ビームの配列密度との差が小さくなるよう、前記超音波ビームを走査する、ことを特徴とする。   Also, the control method of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the present invention uses an ultrasonic probe including a one-dimensional array in which ultrasonic transducers are arranged one-dimensionally, and passes through the center of the one-dimensional array. The one-dimensional array is rotated with respect to an axis orthogonal to the array plane of the transducers, and the ultrasonic beam formed by the one-dimensional array is scanned two-dimensionally during the rotation of the one-dimensional array, and the two-dimensional scanning is performed. Generating the two-dimensional beam data from the echo signal obtained by the step (1), combining the plurality of the two-dimensional beam data obtained by the rotation of the one-dimensional array, and further generating a three-dimensional image. In the three-dimensional space obtained by the rotation of the one-dimensional array and the two-dimensional scanning, the ultrasonic beam in the space near the rotation axis of the one-dimensional array And column density, said that the difference between the arrangement density of the ultrasonic beams in the space farther radially than the spatial axis of rotation near the smaller, the scanning an ultrasonic beam, characterized in that.

本発明に係る超音波診断装置及びその制御方法によれば、１次元アレイを回転させながら３次元画像を生成する超音波診断装置において、３次元空間上における超音波ビームの配置をより均一化することができ、また、鼓動する心臓の３次元画像をより短時間で生成することができる。   According to the ultrasonic diagnostic apparatus and the control method thereof according to the present invention, in the ultrasonic diagnostic apparatus that generates a three-dimensional image while rotating the one-dimensional array, the arrangement of the ultrasonic beams in the three-dimensional space is made more uniform. And a three-dimensional image of the beating heart can be generated in a shorter time.

超音波診断装置の構成例を示すブロック図。The block diagram which shows the structural example of an ultrasound diagnosing device. 超音波プローブ（ＴＥＥプローブ）先端部の構成例を示す図。The figure which shows the structural example of an ultrasonic probe (TEE probe) front-end | tip part. 従来から行われている超音波プローブの２次元走査（セクタ走査）の一例を示す図。The figure which shows an example of the two-dimensional scan (sector scan) of the ultrasonic probe performed conventionally. １次元アレイを１８０度回転させる間に得られる２次元ビームデータと心時相との関係を模式的に示す説明図。Explanatory drawing which shows typically the relationship between the two-dimensional beam data obtained while rotating a one-dimensional array 180 degree | times, and a cardiac time phase. ＳＴＩＣ法を用いて同一心時相の３次元画像を合成する方法を説明する図。The figure explaining the method to synthesize | combine the three-dimensional image of the same cardiac time phase using STIC method. （ａ）は、比較例としての従来のビーム走査例を示す図、（ｂ）は本実施形態胃係るビーム走査例（第１の実施例）を示す図。(A) is a figure which shows the conventional beam scanning example as a comparative example, (b) is a figure which shows the beam scanning example (1st Example) which concerns on this embodiment stomach. （ａ）は、比較例としての従来のビーム走査例を示す図、（ｂ）は本実施形態胃係るビーム走査例（第２の実施例）を示す図。(A) is a figure which shows the conventional beam scanning example as a comparative example, (b) is a figure which shows the beam scanning example (2nd Example) which concerns on this embodiment stomach. ＥＣＧ法を用いて同一心時相の３次元画像を合成する方法を説明する図。The figure explaining the method to synthesize | combine the three-dimensional image of the same cardiac time phase using ECG method. 心周期が一定でない場合におけるＥＣＧ法の処理例を示す図。The figure which shows the processing example of ECG method in case a cardiac cycle is not constant.

本発明の実施形態を添付図面に基づいて説明する。   Embodiments of the present invention will be described with reference to the accompanying drawings.

（１）超音波診断装置の構成と基本動作
図１は、超音波診断装置１の構成例を示すブロック図である。超音波診断装置１は、超音波プローブ１０、送受信部２０、信号処理部３０、画像生成部４０、ビーム走査部５０、ＥＣＧ検出部６０、操作部７０、システム制御部８０、表示制御部９０等を備えて構成されている。 (1) Configuration and Basic Operation of Ultrasonic Diagnostic Device FIG. 1 is a block diagram illustrating a configuration example of the ultrasonic diagnostic device 1. The ultrasonic diagnostic apparatus 1 includes an ultrasonic probe 10, a transmission / reception unit 20, a signal processing unit 30, an image generation unit 40, a beam scanning unit 50, an ECG detection unit 60, an operation unit 70, a system control unit 80, a display control unit 90, and the like. It is configured with.

超音波プローブ１０は、送受信部２０の送信部２１から出力される送信パルス信号に基づいて超音波パルスを生成し、被検体に向けて送信する。また、被検体から反射されてきた超音波反射信号を電気信号に変換し、送受信部２０の受信部２２に出力する。さらに、超音波プローブ１０は、ビーム走査部５０から出力されるビーム走査制御信号に基づいて超音波ビームを２次元走査する。   The ultrasonic probe 10 generates an ultrasonic pulse based on the transmission pulse signal output from the transmission unit 21 of the transmission / reception unit 20 and transmits the ultrasonic pulse toward the subject. In addition, the ultrasonic reflection signal reflected from the subject is converted into an electrical signal and output to the reception unit 22 of the transmission / reception unit 20. Further, the ultrasonic probe 10 performs two-dimensional scanning of the ultrasonic beam based on the beam scanning control signal output from the beam scanning unit 50.

送受信部２０の送信部２１では、ビーム走査部５０で生成されるタイミング信号基づいて各超音波振動子１１に供給する送信パルスを生成する。また、同じくビーム走査部５０で生成されたビーム走査制御信号に基づいて送信用の超音波ビームの走査方向を定めるために各送信パルスの遅延量等を設定する。   The transmission unit 21 of the transmission / reception unit 20 generates a transmission pulse to be supplied to each ultrasonic transducer 11 based on the timing signal generated by the beam scanning unit 50. Similarly, the delay amount of each transmission pulse is set in order to determine the scanning direction of the ultrasonic beam for transmission based on the beam scanning control signal generated by the beam scanning unit 50.

送受信部２０の受信部２２では、各超音波振動子１１から出力される被検体からの反射信号を増幅しアナログ信号からデジタル信号に変換する。また、ビーム走査部５０で生成されたとビーム走査制御信号に基づき、受信用の超音波ビームの走査方向を決定するための遅延量を各超音波振動子１１の反射信号に設定したのち加算し、加算された信号をビーム形成された反射信号として信号処理部３０に出力する。   In the receiving unit 22 of the transmitting / receiving unit 20, the reflected signal from the subject output from each ultrasonic transducer 11 is amplified and converted from an analog signal to a digital signal. Further, based on the beam scanning control signal generated by the beam scanning unit 50, a delay amount for determining the scanning direction of the ultrasonic beam for reception is set in the reflected signal of each ultrasonic transducer 11, and then added. The added signal is output to the signal processing unit 30 as a beam-formed reflection signal.

信号処理部３０では、受信部２２から出力された反射信号に対してフィルタリング処理等の信号処理を施し、画像生成部４０に出力する。   In the signal processing unit 30, the reflected signal output from the receiving unit 22 is subjected to signal processing such as filtering processing, and is output to the image generation unit 40.

画像生成部４０はその内部構成として、２次元データ生成部４１、画像抽出部４２、３次元画像生成部４３、心周期推定部４４等を有している。各部の具体的な動作は後述するが、概略次のような処理を行っている。   The image generation unit 40 includes a two-dimensional data generation unit 41, an image extraction unit 42, a three-dimensional image generation unit 43, a cardiac cycle estimation unit 44, and the like as its internal configuration. Although the specific operation of each part will be described later, the following general processing is performed.

２次元データ生成部４１は、超音波プローブ１０での２次元走査に対応して２次元ビームデータを生成し、内部の記憶部４１ａに順次記憶していく。画像抽出部４２は、心周期推定部４４から出力される推定心周期の情報や、ＥＣＧ検出部６０から出力されるＥＣＧトリガ信号に基づいて、同一心時相の２次元ビームデータを２次元データ生成部４１の記憶部４１ａから抽出し、同一心時相の複数の２次元ビームデータを３次元画像生成部４３に出力する。   The two-dimensional data generation unit 41 generates two-dimensional beam data corresponding to the two-dimensional scanning with the ultrasonic probe 10, and sequentially stores them in the internal storage unit 41a. Based on the information on the estimated cardiac cycle output from the cardiac cycle estimation unit 44 and the ECG trigger signal output from the ECG detection unit 60, the image extraction unit 42 converts the two-dimensional beam data of the same cardiac phase into two-dimensional data. Extracted from the storage unit 41 a of the generation unit 41 and outputs a plurality of two-dimensional beam data of the same cardiac time phase to the three-dimensional image generation unit 43.

３次元画像生成部４３は、夫々の２次元ビームデータが得られたときの１次元アレイ１２の回転角情報に基づいて２次元ビームデータを３次元座標空間に配列し、３次元ビームデータを生成する。さらに、３次元画像生成部４３では、生成した３次元ビームデータに対してレンダリング処理等を行い、任意の角度から眺めた３次元画像や任意の面で切断した単一の断面画像、或いはＭＰＲ（Multi-plane Reconstructed Image）等を生成し、表示制御部９０を介して表示部２０１に出力する。各心時相について同様に３次元ビームデータを生成し、各心時相の３次元画像が生成できる。   The three-dimensional image generation unit 43 arranges the two-dimensional beam data in the three-dimensional coordinate space based on the rotation angle information of the one-dimensional array 12 when each two-dimensional beam data is obtained, and generates the three-dimensional beam data. To do. Further, the three-dimensional image generation unit 43 performs rendering processing on the generated three-dimensional beam data, and performs a three-dimensional image viewed from an arbitrary angle, a single cross-sectional image cut at an arbitrary surface, or MPR ( Multi-plane Reconstructed Image) is generated and output to the display unit 201 via the display control unit 90. Similarly, three-dimensional beam data is generated for each cardiac phase, and a three-dimensional image of each cardiac phase can be generated.

表示制御部９０では、これらの画像を診断中に動画としてリアルタイムで表示部２０１に出力することが可能であるが、画像データを一旦適宜のメモリに保存し、診断後にオフラインで動画を出力したり、動画の一部を切り出して静止画を出力したりすることも可能である。さらに、表示画像に所望の画像条件データ、患者情報、心電波形等を付加して表示部２０１で表示させることもできる。   The display control unit 90 can output these images to the display unit 201 in real time as a moving image during diagnosis. However, the display control unit 90 temporarily stores the image data in an appropriate memory and outputs the moving image offline after diagnosis. It is also possible to cut out a part of the moving image and output a still image. Furthermore, desired image condition data, patient information, an electrocardiogram waveform, and the like can be added to the display image and displayed on the display unit 201.

表示部２０１は、例えば液晶ディスプレイ装置等で構成される表示デバイスであり、表示制御部９０から出力される画像を表示する。   The display unit 201 is a display device configured by, for example, a liquid crystal display device, and displays an image output from the display control unit 90.

ＥＣＧ検出部６０は、心電計２００から出力されるＥＣＧ信号（Ｒ波）からＥＣＧトリガ信号を生成して画像抽出部４２に出力している。   The ECG detection unit 60 generates an ECG trigger signal from the ECG signal (R wave) output from the electrocardiograph 200 and outputs the ECG trigger signal to the image extraction unit 42.

操作部７０は、所謂マンマシンインターフェースであり、超音波診断装置１に対して各種の診断モードや診断モードに付随する各種のパラメータを設定することができる。   The operation unit 70 is a so-called man-machine interface, and can set various diagnostic modes and various parameters associated with the diagnostic mode for the ultrasonic diagnostic apparatus 1.

システム制御部８０は、操作部８０で設定された診断モードや各種パラメータに基づいて、超音波診断装置１の全体の制御を行っている。   The system control unit 80 performs overall control of the ultrasonic diagnostic apparatus 1 based on the diagnosis mode and various parameters set by the operation unit 80.

本装置にはいくつかの種類の超音波プローブ装着可能であるが、その中の１つにＴＥＥプローブと呼ばれる超音波プローブ１０がある。この超音波プローブ１０は、食道、胃等の上部消化管に経口的に挿入し、心臓等を超音波で撮像することができる。   Several kinds of ultrasonic probes can be attached to the apparatus, and one of them is an ultrasonic probe 10 called a TEE probe. The ultrasound probe 10 can be inserted orally into the upper digestive tract such as the esophagus and stomach, and the heart and the like can be imaged with ultrasound.

図２（ａ）、（ｂ）は、超音波プローブ１０の先端部の構成を模式的に示す図である。超音波プローブ１０の先端部には複数の超音波振動子１１が１次元に配列された１次元アレイ１２が設けられている。１次元アレイ１２は、アレイ中心を通り超音波振動子１１の配列面に直交する回転軸Ｓを中心として回転可能に構成されている。例えば、図２（ｂ）に示すように矢印Ａの方向に図示しないモータで回転させることができる。１次元アレイ１２の回転角情報は、超音波プローブ１０から画像形成部４０へ出力されている。   2A and 2B are diagrams schematically showing the configuration of the distal end portion of the ultrasonic probe 10. A one-dimensional array 12 in which a plurality of ultrasonic transducers 11 are arranged one-dimensionally is provided at the tip of the ultrasonic probe 10. The one-dimensional array 12 is configured to be rotatable about a rotation axis S that passes through the center of the array and is orthogonal to the arrangement surface of the ultrasonic transducers 11. For example, it can be rotated by a motor (not shown) in the direction of arrow A as shown in FIG. The rotation angle information of the one-dimensional array 12 is output from the ultrasonic probe 10 to the image forming unit 40.

図３（ａ）、（ｂ）は、従来から行われている超音波プローブ１０の２次元走査（セクタ走査）の一例を示す図である。図３（ａ）に示すように、超音波ビームは１次元アレイ１２の配列方向に沿って一列に走査される。   3A and 3B are diagrams illustrating an example of two-dimensional scanning (sector scanning) of the ultrasonic probe 10 conventionally performed. As shown in FIG. 3A, the ultrasonic beam is scanned in a line along the arrangement direction of the one-dimensional array 12.

図３（ｂ）は、被検体としての心臓と、心臓に対して走査される超音波ビームの位置関係を模式的に示す図である。超音波プローブ１０のセクタ走査によって心臓の１つの切断面の２次元ビームデータを得ることができる。一方、前述したように１次元アレイ１２は回転軸Ｓを中心として回転しているため心臓の切断面も回転する。１次元アレイ１２を１８０度回転させると被検体全体をカバーする複数の２次元ビームデータが得られる。これら複数の２次元ビームデータを、夫々の２次元ビームデータが得られたときの回転角情報に基づいて合成することによって被検体の３次元画像を生成することができる。   FIG. 3B is a diagram schematically showing the positional relationship between a heart as a subject and an ultrasonic beam scanned with respect to the heart. Two-dimensional beam data of one cut surface of the heart can be obtained by sector scanning of the ultrasonic probe 10. On the other hand, as described above, since the one-dimensional array 12 rotates about the rotation axis S, the cut surface of the heart also rotates. When the one-dimensional array 12 is rotated 180 degrees, a plurality of two-dimensional beam data covering the entire subject is obtained. By synthesizing the plurality of two-dimensional beam data based on the rotation angle information when the respective two-dimensional beam data is obtained, a three-dimensional image of the subject can be generated.

（２）心臓画像の生成
心臓は拡張と収縮を心周期ごとに繰り返しており、超音波プローブ１０の１次元アレイを１８０度回転させて３次元画像を合成しようとする間にもその形状は絶え間なく変動している。このため、同じ拡張状態（或いは収縮状態）の２次元ビームデータ同士を合成しないと空間的に歪んだ画像となってしまう。心周期内での拡張状態（或いは収縮状態）を心時相と呼んでおり、２次元ビームデータから３次元画像を合成するときには、同一心時相の２次元ビームデータをつなぎ合わせて合成する必要がある。 (2) Generation of heart image The heart repeatedly expands and contracts every cardiac cycle, and its shape is constant even while trying to synthesize a three-dimensional image by rotating a one-dimensional array of ultrasonic probes 10 by 180 degrees. There is no change. For this reason, if two-dimensional beam data in the same expanded state (or contracted state) are not synthesized, an image that is spatially distorted is obtained. The expanded state (or contracted state) within the cardiac cycle is called the cardiac phase, and when combining 3D images from 2D beam data, it is necessary to combine and combine 2D beam data of the same cardiac phase There is.

図４は、１次元アレイ１２を１８０度回転させる間に得られる２次元ビームデータと心時相との関係を模式的に示した説明図である。図４に示す説明例は、１次元アレイ１２が角度Ａから角度Ｂへ、角度Ｂから角度Ｃへ、角度Ｃから角度Ｄへ、そして角度Ｄから角度Ａへと１８０度回転する間に４回の心周期があり、各心周期における拡張と収縮の状態は、心時相１から心時相８の８つ状態の２次元ビームデータとして得られることを示している。   FIG. 4 is an explanatory view schematically showing the relationship between the two-dimensional beam data obtained while rotating the one-dimensional array 12 180 degrees and the cardiac time phase. The illustrative example shown in FIG. 4 shows four times during which the one-dimensional array 12 rotates 180 degrees from angle A to angle B, from angle B to angle C, from angle C to angle D, and from angle D to angle A. It is shown that the expansion and contraction states in each cardiac cycle are obtained as two-dimensional beam data of eight states from the cardiac phase 1 to the cardiac phase 8.

図４の例では、同一心時相の２次元ビームデータ（心臓の切断面）の数は心臓全体で４つしか得られないことになり、３次元画像を合成したとき粗い画像となるが、図４はあくまで図の見易さ等の説明上の観点から図示したものであり、実際にはもっと多くの２次元ビームデータを合成することになる。また、心時相の数も本説明例のように８つに限定されるものではなく、実際にはもっと多くの心時相数を取りうる。   In the example of FIG. 4, the number of the two-dimensional beam data (the cut surface of the heart) of the same cardiac time phase is obtained only for the whole heart, and when a three-dimensional image is synthesized, a coarse image is obtained. FIG. 4 is illustrated from the viewpoint of explanation such as ease of viewing of the figure, and more two-dimensional beam data is actually synthesized. Also, the number of cardiac phases is not limited to eight as in the present example of description, and in fact, more cardiac phases can be taken.

以下、図４に示す説明例を元に同一心時相の３次元画像を合成する方法について具体的に説明する。同一心時相の３次元画像を合成する方法には、ＳＴＩＣ（Spatiotemporal Image Correlation）法と呼ばれる心電波形（ＥＣＧ信号）を使用しない方法と、心電波形を使用する方法（以下、ＥＣＧ法と呼ぶ）とがある。本実施形態に係る超音波診断装置１ではいずれの方法も使用可能である。   Hereinafter, a method for synthesizing a three-dimensional image having the same cardiac phase will be described in detail based on the example shown in FIG. There are two methods for synthesizing three-dimensional images of the same cardiac time phase: a method that does not use an electrocardiogram waveform (ECG signal) called a STIC (Spatiotemporal Image Correlation) method, Called). Any method can be used in the ultrasonic diagnostic apparatus 1 according to the present embodiment.

（３）ＳＴＩＣ法
ＳＴＩＣ法は、主に胎児の心臓を４Ｄ画像化（空間の３次元と時間の１次元）するために開発された方法である。胎児からは心電波形を得ることができないため、心電波形を使用することなく４Ｄ画像を生成することが可能な方法が開発され、これがＳＴＩＣ法である。 (3) STIC Method The STIC method is a method developed mainly for 4D imaging (three dimensions of space and one dimension of time) of the fetal heart. Since an electrocardiogram waveform cannot be obtained from the fetus, a method capable of generating a 4D image without using the electrocardiogram waveform has been developed, and this is the STIC method.

図５は、ＳＴＩＣ法を用いて同一心時相の３次元画像を合成する方法を説明する図である。図５（ａ）は、２次元データ生成部４１で生成され、記憶部４１ａに保存される２次元ビームデータ（フレームデータ）を時系列で示したものである。図５（ａ）に示す「*」の１つずつが、１回のセクタ走査で得られる２次元ビームデータ（フレームデータ）を表している（以下、同様）。   FIG. 5 is a diagram for explaining a method of synthesizing a three-dimensional image having the same cardiac phase using the STIC method. FIG. 5A shows the two-dimensional beam data (frame data) generated by the two-dimensional data generation unit 41 and stored in the storage unit 41a in time series. Each of “*” shown in FIG. 5A represents two-dimensional beam data (frame data) obtained by one sector scan (the same applies hereinafter).

ＳＴＩＣ法では、時間的に連続して入力される２次元ビームデータに対して、それらの中の注目領域の輝度の変化に着目する。そして、この輝度信号に対してＦＦＴ等の周波数解析や自己相関関数の演算を行って変動周期を求め、この変動周期が平均心周期Ｔであると推定する。   In the STIC method, attention is paid to a change in luminance of a region of interest in two-dimensional beam data input continuously in time. The luminance signal is subjected to frequency analysis such as FFT and autocorrelation function calculation to obtain a fluctuation cycle, and the fluctuation cycle is estimated to be the average cardiac cycle T.

その後、図５（ｂ）に示すように、連続する２次元ビームデータを推定した平均心周期Ｔで分割する。そして、分割した夫々の区域内に含まれる２次元ビームデータに対して、先頭から順に心時相の番号を、心時相１、心時相２、というように割り付けていく。   Thereafter, as shown in FIG. 5B, the continuous two-dimensional beam data is divided by the estimated average cardiac cycle T. Then, for the two-dimensional beam data included in each of the divided areas, the cardiac phase numbers are assigned in order from the top, such as cardiac phase 1 and cardiac phase 2.

図５（ｃ）に示す例は、図４に対応するものであり、この例では心時相１から心時相８までが、周期Ｔで分割した夫々の区域の２次元ビームデータに対して割り付けられる。また、図５（ｃ）に付した「角度Ａ」、「角度Ｂ」等のアレイ回転角情報も図４の例示に対応するものである。   The example shown in FIG. 5 (c) corresponds to FIG. 4, and in this example, the cardiac phase 1 to the cardiac phase 8 correspond to the two-dimensional beam data of the respective areas divided by the period T. Assigned. Further, the array rotation angle information such as “angle A” and “angle B” attached to FIG. 5C corresponds to the example of FIG.

画像抽出部４２では、同一心時相の２次元ビームデータを抽出して、これらをアレイ回転角情報に基づいて空間合成し３次元画像を生成する。この３次元画像は、心時相の番号に応じたものであり、図４及び図５に示す例では、８つの心時相に対応する８つの３次元画像が生成されることになる。   The image extraction unit 42 extracts two-dimensional beam data of the same cardiac time phase and generates a three-dimensional image by spatially synthesizing these data based on the array rotation angle information. This three-dimensional image corresponds to the number of cardiac time phases. In the example shown in FIGS. 4 and 5, eight three-dimensional images corresponding to eight cardiac time phases are generated.

また、これらの３次元画像を心時相の時間間隔ｔで連続的に表示部２０１へ出力することによって、フレームレートｔで更新される心臓の動画を表示させることができる。   Further, by continuously outputting these three-dimensional images to the display unit 201 at the time interval t of the cardiac phase, it is possible to display a moving image of the heart updated at the frame rate t.

（４）ビーム走査方法
ところで、ＴＥＥプローブを用いた従来の超音波診断装置では、図３や図６（ａ）に示すように、超音波ビームをセクタ走査するとき、隣接する超音波ビームの間隔が等しい角度となるように走査しており、１つの断層像に関するかぎり走査方向に対して均一な密度で超音波ビームを走査している。 (4) Beam scanning method By the way, in the conventional ultrasonic diagnostic apparatus using the TEE probe, as shown in FIG. 3 and FIG. Are scanned at equal angles, and the ultrasonic beam is scanned at a uniform density in the scanning direction as far as one tomographic image is concerned.

しかしながら、１次元アレイ１２を回転させて、複数の断層面のビームデータを合成して３次元画像を得ようとするとき、３次元空間に対する超音波ビームの密度（分布）は均一とはなっていない。超音波ビームの配置状態を３次元空間で見ると、従来の走査方法では、図６（ａ）に示すように、回転軸Ｓを中心として放射状に配置されることになる。回転軸Ｓの近傍の空間では超音波ビームは密な（周方向に隣接する超音波ビームの間隔が狭い）間隔で配置される一方、回転軸Ｓから径方向に離れた領域では粗い（周方向に隣接する超音波ビームの間隔が広い）間隔で配置されることになる。即ち、ＴＥＥプローブを使用した従来の超音波診断装置で得られる３次元画像は、１次元アレイの回転中心近傍の領域と、回転中心から離れた領域とでは超音波ビームの配置間隔が均等ではなく、この結果、解像度が大きく異なった３次元画像となってしまう。   However, when the one-dimensional array 12 is rotated and the beam data of a plurality of tomographic planes are combined to obtain a three-dimensional image, the density (distribution) of the ultrasonic beam in the three-dimensional space is not uniform. Absent. When the arrangement state of the ultrasonic beam is viewed in a three-dimensional space, the conventional scanning method is arranged radially about the rotation axis S as shown in FIG. In the space in the vicinity of the rotation axis S, the ultrasonic beams are arranged at a dense interval (the interval between adjacent ultrasonic beams in the circumferential direction is narrow), whereas in an area away from the rotation axis S in the radial direction, the ultrasonic beam is coarse (circumferential direction). (The interval between the ultrasonic beams adjacent to each other is wide). That is, in the three-dimensional image obtained by the conventional ultrasonic diagnostic apparatus using the TEE probe, the arrangement interval of the ultrasonic beams is not uniform between the region near the rotation center of the one-dimensional array and the region away from the rotation center. As a result, a three-dimensional image with greatly different resolutions is obtained.

そこで、本実施形態に係る超音波診断装置１では、１次元アレイ１２の回転軸Ｓ近傍の空間における超音波ビームの配列密度と、回転軸Ｓ近傍の空間より径方向に遠い空間における超音波ビームの配列密度との差が小さくなるよう、超音波ビームを２次元走査するようにしている。   Therefore, in the ultrasonic diagnostic apparatus 1 according to the present embodiment, the arrangement density of the ultrasonic beams in the space near the rotation axis S of the one-dimensional array 12 and the ultrasonic beam in a space farther in the radial direction than the space near the rotation axis S. The ultrasonic beam is two-dimensionally scanned so that the difference from the arrangement density of the two becomes small.

図６（ｂ）は、ビーム走査の第１の実施例を示す図であり、超音波ビームをセクタ走査しつつも、セクタ走査の走査面における超音波ビームの間隔を不均一にして走査している。より具体的には、セクタ走査の中心から離れた領域では、中心近傍の領域よりも密な間隔で前記超音波ビームを走査するようにしている。   FIG. 6B is a diagram showing a first embodiment of beam scanning, in which an ultrasonic beam is scanned with a non-uniform interval between the ultrasonic beams on the scanning surface of the sector scanning while the sector scanning is performed. Yes. More specifically, the ultrasonic beam is scanned in a region far from the center of sector scanning at a finer interval than the region near the center.

この結果、１次元アレイ１２の回転軸Ｓ近傍の領域と、この領域から径方向に離れた領域とにおける超音波ビームの配置間隔の不均一性が従来に比べるとが低減され、解像度の差も低減されることになる。   As a result, the non-uniformity in the arrangement interval of the ultrasonic beams in the region in the vicinity of the rotation axis S of the one-dimensional array 12 and the region away from the region in the radial direction is reduced compared to the conventional case, and the difference in resolution is also increased. Will be reduced.

図７（ｂ）は、ビーム走査の第２の実施例を示す図である（図７（ａ）は、比較のための従来例を示す図）。   FIG. 7B is a diagram showing a second embodiment of beam scanning (FIG. 7A is a diagram showing a conventional example for comparison).

第２の実施例に係るビーム走査では、従来行っていた１つのセクタ走査の範囲を複数の部分セクタ走査で分担するように複数回２次元走査し、これにより３次元空間を放射状に切断する２次元走査面の数を増加させている。図７（ｂ）に示す具体例では、従来行っていた１つのセクタ走査Ｐ（図７（ａ）参照）を、３つの部分セクタ走査Ｐ１、Ｐ２、及びＰ３で分担し、従来の１つのセクタ走査で走査していた空間を３回の２次元走査で走査するようにしている。この結果、３次元空間を放射状に切断する２次元走査面の数が増加し、回転軸Ｓら径方向に離れた領域で、従来超音波ビームを走査することができなかった周方向の空間に対しても超音波ビームを配置することが可能となり、超音波ビームの配置間隔の均一性が第１の実施例よりもさらに改善される。   In the beam scanning according to the second embodiment, two-dimensional scanning is performed a plurality of times so as to share the range of one sector scanning that has been conventionally performed by a plurality of partial sector scans, thereby cutting the three-dimensional space radially. The number of dimension scan planes is increased. In the specific example shown in FIG. 7 (b), one sector scan P (see FIG. 7 (a)) that has been conventionally performed is divided into three partial sector scans P1, P2, and P3, and one conventional sector scan is performed. The space scanned by scanning is scanned by three two-dimensional scans. As a result, the number of two-dimensional scanning planes that radially cut the three-dimensional space is increased, and in the circumferential space where the conventional ultrasonic beam could not be scanned in a region away from the rotation axis S in the radial direction. In contrast, the ultrasonic beam can be arranged, and the uniformity of the arrangement interval of the ultrasonic beam is further improved as compared with the first embodiment.

また、部分セクタ走査Ｐ２とＰ３では、回転軸Ｓから径方向に離れた領域に超音波ビームを配置し、部分セクタ走査Ｐ１では、回転軸Ｓの近傍から径方向の半ば近傍にかけて超音波ビームを配置している。このように、１つのセクタ走査Ｐを分担して２次元走査する複数の部分セクタ走査Ｐ１、Ｐ２、Ｐ３において、超音波ビームが３次元空間の径方向に全体として均一に分散されるように配置し、これによっても超音波ビームの配置間隔の均一性を向上させている。   In the partial sector scans P2 and P3, an ultrasonic beam is arranged in a region radially away from the rotation axis S, and in the partial sector scan P1, the ultrasonic beam is emitted from the vicinity of the rotation axis S to the middle in the radial direction. It is arranged. In this way, in the plurality of partial sector scans P1, P2, and P3 that share one sector scan P and perform two-dimensional scan, the ultrasonic beams are arranged so as to be uniformly distributed in the radial direction of the three-dimensional space as a whole. This also improves the uniformity of the arrangement interval of the ultrasonic beams.

また、第２の実施例に係るビーム走査では、従来の１つのセクタ走査Ｐに含まれる超音波ビームのビーム数と、分担する複数の部分セクタ走査に含まれる超音波ビームの合計ビーム数とが等しくなるように走査している。図７（ｂ）の例では、部分セクタ走査Ｐ２とＰ３で走査するビーム数は夫々４、部分セクタ走査Ｐ１で走査するビーム数は８であり、合計のビーム数は１６である。これは、従来の１つのセクタ走査Ｐに含まれるビーム数１６と同じである。このことは、第２の実施例に係るビーム走査によれば、被検体の深度も含めた被検体全体の走査範囲や全体の走査時間を一切変更することなく、即ち、診断上必要な基本的な諸元を何ら変更することなく、３次元空間を放射状に切断する２次元走査面の数を増加させることが可能であり、この結果、空間的な均一性を改善させることができることを意味している。   In the beam scanning according to the second embodiment, the number of ultrasonic beams included in one conventional sector scan P and the total number of ultrasonic beams included in a plurality of partial sector scans to be shared are as follows. Scanning to be equal. In the example of FIG. 7B, the number of beams scanned by the partial sector scans P2 and P3 is 4, the number of beams scanned by the partial sector scan P1 is 8, and the total number of beams is 16. This is the same as the number of beams 16 included in one conventional sector scan P. This is because the beam scanning according to the second embodiment does not change the scanning range of the entire subject including the depth of the subject and the entire scanning time, that is, the basic necessary for diagnosis. This means that it is possible to increase the number of two-dimensional scanning planes that radiately cut a three-dimensional space without changing the various specifications, and as a result, the spatial uniformity can be improved. ing.

（５）ＥＣＧ法
図８は、ＥＣＧ法を用いて同一心時相の３次元画像を合成する方法を説明する図である。図８（ａ）は、外部の心電計２００から入力される心電波形（ＥＣＧ信号）を例示している。 (5) ECG Method FIG. 8 is a diagram illustrating a method for synthesizing a three-dimensional image of the same cardiac phase using the ECG method. FIG. 8A illustrates an electrocardiographic waveform (ECG signal) input from an external electrocardiograph 200. FIG.

心電波形は超音波診断装置１のＥＣＧ検出部６０に入力され、心電波形のＲ波に同期したＥＣＧトリガ信号（図８（ｂ））が生成される。ＥＣＧトリガ信号の周期は、診察中の心臓の心周期に実時間で対応している。   The electrocardiogram waveform is input to the ECG detection unit 60 of the ultrasound diagnostic apparatus 1, and an ECG trigger signal (FIG. 8B) synchronized with the R wave of the electrocardiogram waveform is generated. The period of the ECG trigger signal corresponds in real time to the cardiac cycle of the heart under examination.

一方、１次元アレイ１２はセクタ走査を行いながら連続的に回転しており、２次元データ生成部４１の記憶部４１ａには、２次元ビームデータ（フレームデータ）（図８（ｂ）参照）が連続的に記憶されている。各２次元ビームデータは、それが取得されたときの１次元アレイ１２の回転角との対応付けが可能であり、例えば、記憶部４１ａに各２次元ビームデータと回転角情報とを関連付けて記憶させてもよい。   On the other hand, the one-dimensional array 12 is continuously rotated while performing sector scanning, and two-dimensional beam data (frame data) (see FIG. 8B) is stored in the storage unit 41a of the two-dimensional data generation unit 41. It is memorized continuously. Each two-dimensional beam data can be associated with the rotation angle of the one-dimensional array 12 when it is acquired. For example, each two-dimensional beam data and rotation angle information are stored in the storage unit 41a in association with each other. You may let them.

また、各２次元ビームデータは、それが取得されたときの時刻との対応付けも可能であり、同様に記憶部４１ａに各２次元ビームデータと取得時刻とを関連付けて記憶させても良い。或は、各ビームデータに３次元空間での位置情報と取得時刻／取得時相を関連付けて記憶させても良い。   Each two-dimensional beam data can be associated with the time when it is acquired, and similarly, each two-dimensional beam data and the acquisition time may be stored in association with each other in the storage unit 41a. Alternatively, each beam data may be stored in association with position information in the three-dimensional space and acquisition time / acquisition time phase.

画像抽出部４２では、連続する２次元ビームデータ（フレームデータ）をＥＣＧトリガ信号に基づいて分割する（図８（ｄ）参照）。さらに、ＥＣＧトリガ信号の直後のフレーム画像から心時相の番号を１から順に割り付けていき、次のＥＣＧトリガ信号が現れると再び心時相１から番号を割り付けてゆく。   The image extraction unit 42 divides continuous two-dimensional beam data (frame data) based on the ECG trigger signal (see FIG. 8D). Further, the cardiac phase number is assigned sequentially from the frame image immediately after the ECG trigger signal, and the number is assigned again from the cardiac phase 1 when the next ECG trigger signal appears.

その後の処理はＳＴＩＣ法と同じであり、同一心時相の２次元ビームデータを抽出して、これらをアレイ回転角情報に基づいて空間合成し３次元画像を生成する。また、これらの３次元画像を心時相の時間間隔ｔで連続的に表示部２０１へ出力することによって、フレームレートｔで更新される心臓の動画表示が可能であることも、ＳＴＩＣ法と同様である。   Subsequent processing is the same as in the STIC method, and two-dimensional beam data having the same cardiac time phase is extracted and spatially synthesized based on the array rotation angle information to generate a three-dimensional image. Similarly to the STIC method, it is possible to display a moving image of the heart updated at the frame rate t by continuously outputting these three-dimensional images to the display unit 201 at the time interval t of the cardiac phase. It is.

さらに、本ＥＣＧ法においても、図６（ｂ）に示す第１の実施例に係るビーム走査方法や、図７（ｂ）に示す第２の実施例に係るビーム走査方法を行っており、１次元アレイ１２の回転軸Ｓ近傍の空間における超音波ビームの配列密度と、回転軸Ｓ近傍の空間より径方向に遠い空間における超音波ビームの配列密度との差が小さくなるよう、超音波ビームを２次元走査するようにしている。   Further, in this ECG method, the beam scanning method according to the first embodiment shown in FIG. 6B and the beam scanning method according to the second embodiment shown in FIG. The ultrasonic beam is reduced so that the difference between the arrangement density of the ultrasonic beams in the space near the rotation axis S of the two-dimensional array 12 and the arrangement density of the ultrasonic beams in the space farther in the radial direction than the space near the rotation axis S is small. Two-dimensional scanning is performed.

ところで、ＥＣＧ法ではＥＣＧトリガ信号に基づいて同一時相の２次元ビームデータを抽出しているが、心周期は健常な人でもある程度変動しており、ＥＣＧトリガ信号の周期も一定ではない。図９は、心周期が一定でない場合におけるＥＣＧ法の処理例を示す図である。   By the way, in the ECG method, two-dimensional beam data having the same time phase is extracted based on the ECG trigger signal, but the cardiac cycle varies to some extent even in a healthy person, and the cycle of the ECG trigger signal is not constant. FIG. 9 is a diagram illustrating a processing example of the ECG method when the cardiac cycle is not constant.

図９に示した例では、最も左側の心周期が最も長く、この心周期内で１１のフレーム画像（心周期１〜心周期１１）が出力されている。一方、左から２番目の心周期は最も短く、８つのフレーム画像（心周期１〜心周期８）が出力されており、左から３番目の心周期では１０つのフレーム画像（心周期１〜心周期１０）が出力されている。   In the example shown in FIG. 9, the leftmost cardiac cycle is the longest, and eleven frame images (cardiac cycle 1 to cardiac cycle 11) are output within this cardiac cycle. On the other hand, the second cardiac cycle from the left is the shortest, and eight frame images (cardiac cycle 1 to cardiac cycle 8) are output. In the third cardiac cycle from the left, ten frame images (cardiac cycle 1 to cardiac cycle). Period 10) is output.

このように心周期が一定でない場合には、番号が大きな心時相では総ての心周期で心時相の番号を揃えることができなくなる。このような場合、最も大きな心時相の数に強制的に揃える方法や、最も小さな心時相の数に強制的に揃える方法が考えられる。   In this way, when the cardiac cycle is not constant, it is impossible to align the cardiac phase numbers in all cardiac cycles in cardiac phases with a large number. In such a case, a method of forcibly aligning with the largest number of cardiac phases or a method of forcibly aligning with the smallest number of cardiac phases can be considered.

前者の方法では、心時相の数が不足する心周期では、その心周期で最大の心時相番号の２次元ビームデータを用いて不足する心時相番号の２次元ビームデータを補完する等の処理が考えられる。   In the former method, in the cardiac cycle in which the number of cardiac phases is insufficient, the two-dimensional beam data having the insufficient cardiac phase number is supplemented by using the two-dimensional beam data having the largest cardiac phase number in the cardiac cycle, etc. Can be considered.

後者の方法では、心時相の数が余る心周期では、余った心時相番号の２次元ビームデータを破棄する等の処理が考えられる。図９（ｅ）は、後者の方法、即ち、余った心時相番号の２次元ビームデータを破棄する処理を示している。   In the latter method, in the cardiac cycle in which the number of cardiac time phases is excessive, processing such as discarding the two-dimensional beam data having the excessive cardiac phase number can be considered. FIG. 9E shows the latter method, that is, the process of discarding the two-dimensional beam data having the extra cardiac phase number.

同一時相の２次元ビームデータを抽出する方法として、被験者の心電波形（ＥＣＧ波形ともいう）から得られるＥＣＧトリガ信号を用いる方法自体は従来もあった。ＴＥＥプローブを使用した従来の超音波診断装置では、１つのＥＣＧトリガ信号入力がされると１次元アレイを所定の角度（例えば１０度）だけ回転させた後一旦回転を停止させ、その後別のＥＣＧトリガ信号が入力されると、さらに同じ角度だけ回転させた後また回転を停止させる、という方法を用いていた。この方法によれば、同じ時相の２次元ビームデータは空間的にも等間隔な画像となる。   As a method for extracting the two-dimensional beam data of the same phase, there has conventionally been a method itself using an ECG trigger signal obtained from an electrocardiogram waveform (also referred to as an ECG waveform) of a subject. In a conventional ultrasonic diagnostic apparatus using a TEE probe, when one ECG trigger signal is input, the one-dimensional array is rotated by a predetermined angle (for example, 10 degrees), and then the rotation is temporarily stopped. Thereafter, another ECG is stopped. When a trigger signal is input, a method of further rotating the same angle and then stopping the rotation is used. According to this method, two-dimensional beam data of the same time phase becomes spatially equidistant images.

しかしながら、この方法は１次元アレイの回転と停止を繰り返しており、停止している期間は、ＥＣＧトリガ信号の１周期以上の周期となる。このため３次元画像を得るために要する時間が長くなってしまう。   However, this method repeats the rotation and stop of the one-dimensional array, and the stop period is one cycle or more of the ECG trigger signal. For this reason, it takes a long time to obtain a three-dimensional image.

これに対して、本実施形態に係る超音波診断装置１におけるＥＣＧ法では、前述したように１次元アレイ１２を常に連続的に回転させ、連続回転中に生成される２次元ビームデータと、その２次元ビームデータがえられたときの１次元アレイ１２の回転角度情報に基づいて３次元画像を合成している。このため、前述した従来の方法に比べて短時間で被検体全体の３次元画像を生成することができる。   On the other hand, in the ECG method in the ultrasonic diagnostic apparatus 1 according to the present embodiment, as described above, the one-dimensional array 12 is always continuously rotated, two-dimensional beam data generated during the continuous rotation, and the A three-dimensional image is synthesized based on the rotation angle information of the one-dimensional array 12 when the two-dimensional beam data is obtained. For this reason, it is possible to generate a three-dimensional image of the entire subject in a shorter time than the conventional method described above.

以上説明してきたように、本実施形態に係る超音波診断装置１及びその制御方法によれば、１次元アレイを回転させながら３次元画像を生成する超音波診断装置において、３次元空間上における超音波ビームの配置をより均一化することができ、また、鼓動する心臓の３次元画像をより短時間で生成することができる。   As described above, according to the ultrasonic diagnostic apparatus 1 and the control method thereof according to the present embodiment, in the ultrasonic diagnostic apparatus that generates a three-dimensional image while rotating a one-dimensional array, the ultrasonic diagnosis in a three-dimensional space is performed. The arrangement of the sound beam can be made more uniform, and a three-dimensional image of the beating heart can be generated in a shorter time.

なお、本発明は上記の実施形態そのままに限定されるものではなく、実施段階ではその要旨を逸脱しない範囲で構成要素を変形して具体化できる。また、上記実施形態に開示されている複数の構成要素の適宜な組み合わせにより、種々の発明を形成できる。例えば、実施形態に示される全構成要素から幾つかの構成要素を削除してもよい。さらに、異なる実施形態にわたる構成要素を適宜組み合わせても良い。   Note that the present invention is not limited to the above-described embodiments as they are, 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, the constituent elements over different embodiments may be appropriately combined.

１ 超音波診断装置
１０ 超音波プローブ
１２ １次元アレイ
４０ 画像生成部
４１ ２次元データ生成部
４２ 画像抽出部
４３ ３次元画像生成部
４４ 心周期推定部
５０ ビーム走査部
６０ ＥＣＧ検出部 DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 Ultrasonic diagnostic apparatus 10 Ultrasonic probe 12 One-dimensional array 40 Image generation part 41 Two-dimensional data generation part 42 Image extraction part 43 Three-dimensional image generation part 44 Heart cycle estimation part 50 Beam scanning part 60 ECG detection part

Claims (14)

超音波振動子が１次元に配列された１次元アレイを具備し、前記１次元アレイの中心を通り前記超音波振動子の配列面に直交する軸に対して前記１次元アレイが回転可能に構成される超音波プローブと、
前記１次元アレイで形成される超音波ビームを、前記１次元アレイの回転中に２次元走査するビーム走査部と、
前記２次元走査によって得られるエコー信号から２次元ビームデータを生成し、前記１次元アレイの回転によって得られる複数の前記２次元ビームデータを合成して３次元画像をさらに生成する画像生成部と、を備え、
前記ビーム走査部は、前記１次元アレイの回転と前記２次元走査によって得られる３次元空間において、前記１次元アレイの回転軸近傍の空間における前記超音波ビームの配列密度と、前記回転軸近傍の空間より径方向に遠い空間における前記超音波ビームの配列密度との差が小さくなるよう、前記超音波ビームを走査する、
ことを特徴とする超音波診断装置。 An ultrasonic transducer is provided with a one-dimensional array in which the ultrasonic transducer is arranged one-dimensionally, and the one-dimensional array is configured to be rotatable with respect to an axis that passes through the center of the one-dimensional array and is orthogonal to the arrangement plane of the ultrasonic transducer. An ultrasonic probe,
A beam scanning unit that two-dimensionally scans the ultrasonic beam formed by the one-dimensional array during rotation of the one-dimensional array;
An image generation unit that generates two-dimensional beam data from echo signals obtained by the two-dimensional scanning, and further generates a three-dimensional image by combining a plurality of the two-dimensional beam data obtained by rotation of the one-dimensional array; With
In the three-dimensional space obtained by the rotation of the one-dimensional array and the two-dimensional scanning, the beam scanning unit has an arrangement density of the ultrasonic beams in a space near the rotation axis of the one-dimensional array, and Scanning the ultrasonic beam so that the difference from the arrangement density of the ultrasonic beam in a space farther in the radial direction than the space is reduced,
An ultrasonic diagnostic apparatus. 前記ビーム走査部は、前記超音波ビームをセクタ走査し、前記セクタ走査の走査面における前記超音波ビームの間隔を不均一にして走査する、
ことを特徴とする請求項１に記載の超音波診断装置。 The beam scanning unit performs sector scanning with the ultrasonic beam, and scans with an interval between the ultrasonic beams on a scanning surface of the sector scanning being non-uniform.
The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1. 前記ビーム走査部は、前記セクタ走査の中心から離れた領域では、前記中心の近傍の領域よりも密な間隔で前記超音波ビームを走査する、
ことを特徴とする請求項２に記載の超音波診断装置。 The beam scanning unit scans the ultrasonic beam in a region away from the center of the sector scan at a closer interval than a region near the center.
The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 2. 前記ビーム走査部は、１つのセクタ走査の範囲を複数の部分セクタ走査で分担するように複数回２次元走査し、これにより前記３次元空間を放射状に切断する２次元走査面の数を増加させる、
ことを特徴とする請求項１に記載の超音波診断装置。 The beam scanning unit performs two-dimensional scanning a plurality of times so that one sector scanning range is shared by a plurality of partial sector scans, thereby increasing the number of two-dimensional scanning planes that radially cut the three-dimensional space. ,
The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1. 前記ビーム走査部は、前記１つのセクタ走査を分担して２次元走査する前記複数の部分セクタ走査において、前記超音波ビームが前記３次元空間の径方向に全体として均一に分散されるように走査する、
ことを特徴とする請求項４に記載の超音波診断装置。 The beam scanning unit scans the ultrasonic beam so as to be uniformly distributed in the radial direction of the three-dimensional space in the plurality of partial sector scans in which the one sector scan is shared and two-dimensionally scanned. To
The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 4. 前記ビーム走査部は、前記１つのセクタ走査に含まれる前記超音波ビームのビーム数と、前記複数の部分セクタ走査に含まれる前記超音波ビームの合計ビーム数とが等しくなるように走査する、
ことを特徴とする請求項４に記載の超音波診断装置。 The beam scanning unit performs scanning so that the number of beams of the ultrasonic beam included in the one sector scan is equal to the total number of beams of the ultrasonic beam included in the plurality of partial sector scans.
The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 4. 前記画像生成部は、
生体の心臓の３次元画像を生成可能であり、
前記２次元ビームデータの周期的変動から心周期を求め、
前記１次元アレイの回転によって得られる複数の２次元ビームデータの中から、前記心周期に基づいて同じ心時相の２次元ビームデータを複数抽出し、抽出した同じ心時相の複数の２次元ビームデータを合成して前記３次元画像を生成する、
ことを特徴とする請求項１乃至請求項５のいずれかに記載の超音波診断装置。 The image generation unit
Can generate a three-dimensional image of a living heart,
The cardiac cycle is obtained from the periodic variation of the two-dimensional beam data,
Extracting a plurality of two-dimensional beam data of the same cardiac time phase based on the cardiac cycle from a plurality of two-dimensional beam data obtained by rotating the one-dimensional array, and extracting the extracted two-dimensional beam of the same cardiac time phase Combining the beam data to generate the three-dimensional image;
The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1, wherein the ultrasonic diagnostic apparatus is characterized in that 前記画像生成部は、
生体の心臓の３次元画像を生成可能であり、
前記生体から得られる心電波形から心周期に同期するトリガ信号を生成し、
前記１次元アレイの回転によって得られる複数の２次元ビームデータの中から、前記トリガ信号に基づいて同じ心時相の２次元ビームデータを複数抽出し、抽出した同じ心時相の複数の２次元ビームデータを合成して前記３次元画像を生成する、
ことを特徴とする請求項１乃至請求項５のいずれかに記載の超音波診断装置。 The image generation unit
Can generate a three-dimensional image of a living heart,
Generating a trigger signal synchronized with a cardiac cycle from an electrocardiographic waveform obtained from the living body,
Based on the trigger signal, a plurality of two-dimensional beam data having the same cardiac phase are extracted from a plurality of two-dimensional beam data obtained by rotating the one-dimensional array, and a plurality of two-dimensional beams having the same cardiac phase extracted. Combining the beam data to generate the three-dimensional image;
The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1, wherein the ultrasonic diagnostic apparatus is characterized in that 前記画像生成部は、
抽出した前記同じ心時相の複数の２次元ビームデータを、各２次元ビームデータが得られたときの前記１次元アレイの回転角情報によって配置して合成し、前記３次元画像を生成する、
ことを特徴とする請求項８に記載の超音波診断装置。 The image generation unit
The extracted two-dimensional beam data of the same cardiac time phase are arranged and synthesized according to rotation angle information of the one-dimensional array when each two-dimensional beam data is obtained, and the three-dimensional image is generated.
The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 8. 前記画像生成部は、
異なる心時相の前記３次元画像を時系列に順次出力することにより、心臓の動画を３次元画像として生成する、
ことを特徴とする請求項７に記載の超音波診断装置。 The image generation unit
Generating a moving image of the heart as a three-dimensional image by sequentially outputting the three-dimensional images of different cardiac phases in time series;
The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 7. 前記画像生成部は、
異なる心時相の前記３次元画像を時系列に順次出力することにより、心臓の動画を３次元画像として生成する、
ことを特徴とする請求項８に記載の超音波診断装置。 The image generation unit
Generating a moving image of the heart as a three-dimensional image by sequentially outputting the three-dimensional images of different cardiac phases in time series;
The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 8. 超音波振動子が１次元に配列された１次元アレイを具備する超音波プローブを用いて、前記１次元アレイの中心を通り前記超音波振動子の配列面に直交する軸に対して前記１次元アレイが回転させ、
前記１次元アレイで形成される超音波ビームを、前記１次元アレイの回転中に２次元走査し、
前記２次元走査によって得られるエコー信号から２次元ビームデータを生成し、前記１次元アレイの回転によって得られる複数の前記２次元ビームデータを合成して３次元画像をさらに生成する、ステップを備え、
前記２次元走査するステップでは、前記１次元アレイの回転と前記２次元走査によって得られる３次元空間において、前記１次元アレイの回転軸近傍の空間における前記超音波ビームの配列密度と、前記回転軸近傍の空間より径方向に遠い空間における前記超音波ビームの配列密度との差が小さくなるよう、前記超音波ビームを走査する、
ことを特徴とする超音波診断装置の制御方法。 Using an ultrasonic probe having a one-dimensional array in which ultrasonic transducers are arranged in a one-dimensional manner, the one-dimensional configuration with respect to an axis passing through the center of the one-dimensional array and perpendicular to the arrangement plane of the ultrasonic transducers The array rotates,
Two-dimensional scanning of the ultrasonic beam formed by the one-dimensional array during rotation of the one-dimensional array;
Generating two-dimensional beam data from echo signals obtained by the two-dimensional scanning, and further generating a three-dimensional image by combining the plurality of two-dimensional beam data obtained by rotation of the one-dimensional array,
In the two-dimensional scanning step, in the three-dimensional space obtained by the rotation of the one-dimensional array and the two-dimensional scanning, the array density of the ultrasonic beams in the space near the rotation axis of the one-dimensional array, and the rotation axis Scanning the ultrasonic beam so that a difference with the arrangement density of the ultrasonic beam in a space farther in the radial direction than a nearby space is small;
A method for controlling an ultrasonic diagnostic apparatus. 前記３次元画像を生成するステップは、生体の心臓の３次元画像を生成可能であり、
前記２次元ビームデータの周期的変動から心周期を求め、
前記１次元アレイの回転によって得られる複数の２次元ビームデータの中から、前記心周期に基づいて同じ心時相の２次元ビームデータを複数抽出し、抽出した同じ心時相の複数の２次元ビームデータを合成して前記３次元画像を生成する、
ステップをさらに備えることを特徴とする請求項１２に記載の超音波診断装置の制御方法。 The step of generating the three-dimensional image can generate a three-dimensional image of a living heart,
The cardiac cycle is obtained from the periodic variation of the two-dimensional beam data,
Based on the cardiac cycle, a plurality of two-dimensional beam data having the same cardiac phase are extracted from a plurality of two-dimensional beam data obtained by rotating the one-dimensional array. Combining the beam data to generate the three-dimensional image;
The method according to claim 12, further comprising a step. 前記３次元画像を生成するステップは、生体の心臓の３次元画像を生成可能であり、
前記生体から得られる心電波形から心周期に同期するトリガ信号を生成し、
前記１次元アレイの回転によって得られる複数の２次元ビームデータの中から、前記トリガ信号に基づいて同じ心時相の２次元ビームデータを複数抽出し、抽出した同じ心時相の複数の２次元ビームデータを合成して前記３次元画像を生成する、
ステップをさらに備えることを特徴とする請求項１２に記載の超音波診断装置の制御方法。 The step of generating the three-dimensional image can generate a three-dimensional image of a living heart,
Generating a trigger signal synchronized with a cardiac cycle from an electrocardiographic waveform obtained from the living body,
Based on the trigger signal, a plurality of two-dimensional beam data having the same cardiac phase are extracted from a plurality of two-dimensional beam data obtained by rotating the one-dimensional array, and a plurality of two-dimensional beams having the same cardiac phase extracted. Combining the beam data to generate the three-dimensional image;
The method for controlling an ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 12, further comprising a step.

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