JP2017192479A - 画像生成装置及び画像生成方法 - Google Patents

Abstract

【課題】生体内の所定器官の位置をユーザーが容易に把握することができる技術を提供すること。【解決手段】生体に入射した超音波の前記生体からの反射波を受信した受信信号に基づいて超音波画像を生成する演算処理部３５０を備えた画像生成装置１０であって、演算処理部３５０が、受信信号に基づいて超音波の入射方向に沿った各位置における減衰特徴値を算出３７１することと、減衰特徴値に基づいて生体内の所定器官の位置を検出することと、所定器官の位置を表示することと、を実行する画像生成装置１０である。【選択図】図１６

Description

本発明は、超音波画像を生成する画像生成装置及び画像生成方法に関する。

従来から、超音波プローブ（探触子）を用いて超音波測定を行い、超音波画像を生成する超音波診断装置が知られている。例えば特許文献１には、血管走行方向を認識し、血管走行方向と音線方向との成す角度を最適化することで画質のよい超音波画像を得られるようにした技術が開示されている。

特開２００３−１０２７３１号公報

ところで、超音波診断装置は、対象部位の観察・診断に利用される場合の他、皮下に存在する所定器官の位置を確認あるいは特定する場合にも利用される。例えば、超音波画像を見ながら血管等の穿刺対象物の位置を確認し、穿刺針を刺す位置（穿刺位置）を決定するといったことが行われている。このような場合、超音波プローブを当てた皮下のどのあたりに目的の器官が存在するのかを知ることが重要である。そこで本発明は、生体内の所定器官の位置をユーザーが容易に把握することができる技術を提供することを目的として考案されたものである。

上記課題を解決するための第１の発明は、生体に入射した超音波の前記生体からの反射波を受信した受信信号に基づいて超音波画像を生成する演算処理部を備えた画像生成装置であって、前記演算処理部が、前記受信信号に基づいて前記超音波の入射方向に沿った各位置における減衰特徴値を算出することと、前記減衰特徴値に基づいて前記生体内の所定器官の位置を検出することと、前記所定器官の位置を表示することと、を実行する画像生成装置である。

また、他の発明として、生体に入射した超音波の前記生体からの反射波を受信した受信信号に基づいて超音波画像を生成する画像生成方法であって、前記受信信号に基づいて前記超音波の入射方向に沿った各位置における減衰特徴値を算出することと、前記減衰特徴値に基づいて前記生体内の所定器官の位置を検出することと、前記所定器官の位置を表示することと、を含む画像生成方法を構成してもよい。

第１の発明等によれば、超音波の入射方向に沿った各位置（入射方向位置）における減衰特徴値を算出し、各入射方向位置の減衰特徴値に基づき生体内の所定器官の位置を検出して当該位置を表示することができる。この表示によれば、生体内の所定器官の位置をユーザーが容易に把握することができる。

また、第２の発明として、前記超音波を入射させ、その反射波を受信する超音波素子を面状に配置した超音波プローブを備え、前記表示することは、前記超音波素子に対する前記所定器官の相対的な位置を表示することを含む、第１の発明の画像生成装置を構成してもよい。

第２の発明によれば、超音波プローブが面状に配置して備える超音波素子に対する所定器官の相対的な位置を表示することができる。

また、第３の発明として、前記検出することは、前記超音波の入射方向から見た平面視における前記所定器官の位置を検出することである、第２の発明の画像生成装置を構成してもよい。

第３の発明によれば、超音波の入射方向から見た平面視における所定器官の位置を検出することができる。

また、第４の発明として、前記検出することは、前記超音波の入射方向に沿った断面における前記所定器官の位置を検出することを含む、第１〜第３の何れかの発明の画像生成装置を構成してもよい。

第４の発明によれば、超音波の入射方向に沿った断面における所定器官の位置を検出することができる。

また、第５の発明として、前記演算処理部が、前記減衰特徴値の前記入射方向に沿った微分値を算出すること、を更に実行し、前記検出することは、前記減衰特徴値の微分値に基づいて前記所定器官の位置を検出することである、第４の発明の画像生成装置を構成してもよい。

第５の発明によれば、減衰特徴値を超音波の入射方向に沿って微分し、微分値から超音波の入射方向における所定器官の位置を検出することができる。

また、第６の発明として、前記減衰特徴値を算出することは、前記超音波の入射信号強度と、前記反射波の受信信号強度とを用いて、前記受信信号の減衰を相殺するための減衰補正値を算出することである、第１〜第５の何れかの発明の画像生成装置を構成してもよい。

第６の発明によれば、減衰特徴値として、受信信号の減衰を相殺するための減衰補正値を算出することができる。

また、第７の発明として、前記減衰特徴値を算出することは、前記超音波の入射信号強度と、前記反射波の受信信号強度とを用いて、前記受信信号の減衰強度値を算出することである、第１〜第５の何れかの発明の画像生成装置を構成してもよい。

第７の発明によれば、減衰特徴値として、受信信号の減衰強度値を算出することができる。

画像生成装置の全体構成例を示す図。 超音波プローブの平面図。 超音波プローブによる超音波測定を簡略的に示す概略斜視図。 超音波プローブが貼付された皮下の血管を示す平面図。 超音波画像を示す模式図。 他の超音波画像を示す模式図。 他の超音波画像を示す模式図。 減衰特徴値の算出を説明するための簡易的な超音波伝搬モデルを示す図。 ｙ方向中心走査ラインに係る減衰補正値をグラフ化した図。 他のｙ方向中心走査ラインに係る減衰補正値をグラフ化した図。 他のｙ方向中心走査ラインに係る減衰補正値をグラフ化した図。 血管中心上走査ラインに係る減衰補正値をグラフ化した図。 他の血管中心上走査ラインに係る減衰補正値をグラフ化した図。 他の血管中心上走査ラインに係る減衰補正値をグラフ化した図。 超音波画像の表示画面の画面構成例を示す図。 画像生成装置の機能構成例を示すブロック図。 超音波画像の生成処理の流れを示すフローチャート。 超音波画像の表示画面の他の画面構成例を示す図。

以下、図面を参照して、本発明の好適な実施形態について説明する。なお、以下説明する実施形態によって本発明が限定されるものではなく、本発明を適用可能な形態が以下の実施形態に限定されるものでもない。また、図面の記載において、同一部分には同一の符号を付す。

［全体構成］
図１は、本実施形態における画像生成装置１０の全体構成例を示す図であり、超音波プローブ１６の取り付け状態を示している。また、図２は、超音波プローブ１６の平面図である。画像生成装置１０は、超音波画像を生成する装置であり、超音波プローブ１６が処理装置３０とケーブルによって電気的に接続された構成を有する。

超音波プローブ１６は、超音波を送受信する複数の超音波素子（超音波振動子）１７１を所定数行×所定数列のマトリクス状に配置して有している（図３を参照）。超音波素子（以下、単に「素子」ともいう）は、超音波と電気信号とを変換する超音波トランスデューサーであり、数ＭＨｚ〜数十ＭＨｚの超音波パルスを送信するとともに、その反射波を受信する。超音波測定に先立ち、超音波プローブ１６は、測定の目的に応じた被検体２の部位（対象部位）に対して粘着台座１８により貼付・固定される。

粘着台座１８は、皮膚面に着脱可能な粘着層を有しており、被検体２が身体を動かしても容易に外れたり剥がれたりしない。本実施形態では、検出対象の被検体２（生体）内の所定器官を血管として説明する。そこで、本実施形態では、粘着台座１８は、超音波プローブ１６における素子１７１の一方の配列方向（行方向）が、対象部位を走行する検出対象の血管（例えば上腕動脈）２１の走行方向に沿うように貼付される。なお、検出対象の血管２１は、例えば橈骨動脈や大腿動脈、頸動脈や鎖骨下動脈、大動脈等であってもよく、特に限定されない。

このようにして対象部位に貼付される超音波プローブ１６の外装には、図２に示すように、内蔵される素子１７１の列方向（血管２１に沿わせる方向と直交する方向）に沿って印刷等により目盛りが記載されている。ここで、素子１７１は、図２中に破線で示す素子配置面（配置面）１７内に配置される。

より詳細には、目盛りは、素子１７１の列方向に沿う外装上面の両端縁部において、それぞれ異なる表記で記載されている。図示の例では、図２に向かって左側の端縁部には「Ａ」から「Ｅ」までのアルファベット表記で５つの目盛りが記載されており、右側の端縁部には、「１」から「５」までの数字表記で５つの目盛りが記載されている。これら左右の各目盛りによって、両端縁部の大まかな位置を識別することができる。なお、目盛りの数は適宜設定してよく、５つより多くてもよいし少なくてもよい。

図１に戻る。処理装置３０は、一種のコンピューター制御装置であり、超音波測定を利用して被検体２の生体情報を取得する。具体的には、画像生成装置１０は、処理装置３０の制御により超音波プローブ１６から被検体２へ超音波ビームを入射（送信）し、その反射波（超音波エコー）を受信して超音波測定を行う。そして、反射波の受信信号を増幅・信号処理することにより、被検体２の生体内構造の位置情報や経時変化等の反射波データを生成する。

反射波データには、いわゆるＡモード、Ｂモード、Ｍモード、ドップラーモードの各モードの画像が含まれる。Ａモードは、第１軸を超音波ビームの走査ライン方向（超音波の入射方向）に沿った受信信号のサンプリング点列とし、第２軸を各サンプリング点での反射波の受信信号強度として、反射波の振幅（Ａモード像）を表示するモードである。また、Ｂモードは、超音波ビームを所定のプローブ走査範囲（走査角）内で走査させながら得た反射波振幅（Ａモード像）を輝度値に変換することで可視化した、生体内構造の二次元の超音波画像（Ｂモード像）を表示するモードである。

図３は、超音波プローブ１６を被検体２の体表面に貼付して超音波測定している状態を簡略的に示す概略斜視図である。ここで、血管２１に沿わせる素子１７１の行方向をｙ方向、素子１７１の列方向をｘ方向、これらの各方向と直交する生体表面からの深さ方向をｚ方向と定義する。

例えば、超音波プローブ１６は、各素子１７１が列（以下、「素子列」ともいう）毎に超音波測定を行う。具体的には、各素子列の素子１７１は、超音波ビームの入射位置を素子１７１のピッチ分ずつｘ方向にずらしながらｚ方向（生体表面からの深さ方向）の走査ラインに沿って超音波ビームを送受信し、反射波データを得る。したがって、本実施形態では、超音波画像Ｉ１として、対象部位のｘｚ平面でのスライス像を素子列毎に得ることができる。各超音波画像Ｉ１には、血管２１の短軸像が描出される。得られた各超音波画像Ｉ１は、例えば処理装置３０が備える表示装置等において素子列番号の順に並べる等して表示される。

また、各素子１７１と対向する生体表面内の各位置を超音波の入射位置とするＡモード像が得られることから、行方向に沿う入射位置に係るＡモード像を用いることでｙｚ平面に平行な超音波画像を生成することもできる。また、列方向や行方向に限らず、例えば素子配置面１７の対角線に沿う入射位置に係るＡモード像を用いれば、当該対角線を通り素子配置面１７と直交する平面の超音波画像を生成することも可能である。

［概要］
図４は、超音波プローブ１６が貼付された皮下の血管２１を示す平面図であり、超音波プローブ１６の素子配置面１７を併せて示している。また、図５〜図７は、図４に示す素子列Ｒ２１，Ｒ２３，Ｒ２５に係る超音波測定で得られた超音波画像を示す模式図であり、図５が素子列Ｒ２１に対応する超音波画像Ｉ１、図６が素子列Ｒ２３に対応する超音波画像Ｉ１、図７が素子列Ｒ２５に対応する超音波画像Ｉ１をそれぞれ示す。図５〜図７の各図中、その始点（超音波ビームの入射位置）が素子配置面１７の中心を通るｘ方向中心線Ｌ２１（図４参照）上にある走査ライン（ｘ方向中心走査ライン）Ｌ３１１，Ｌ３１３，Ｌ３１５を実線で示す。また、その始点がｘｙ平面で見た血管２１の中心線（ｘｙ平面視血管中心線）Ｌ２３（図４参照）上にあり、血管２１の中心（血管中心）を通る走査ライン（血管中心上走査ライン）Ｌ３２１，Ｌ３２３，Ｌ３２５を一点鎖線で示している。

上記したように、超音波プローブ１６は、素子１７１の行方向（ｙ方向）が血管２１に沿うように対象部位に貼付される。しかし、実際には、素子１７１の行方向を血管２１の走行方向と完全に一致させるのは困難である。例えば図４の例では、血管２１は、素子配置面１７の中央付近を通り、ｙ方向に対して斜め（右下がり）に走行している。したがって、超音波画像で見ると、素子列Ｒ２１に対応する超音波画像では血管２１は左寄りに描出され（図５）、素子列Ｒ２５に対応する超音波画像では血管２１は右寄りに描出される（図７）。また、素子列Ｒ２３に対応する超音波画像では、血管２１は、ほぼ中央に描出される（図６）。

一方で、従来から、超音波画像を見ながら例えば血管等の穿刺対象物の位置を確認し、穿刺針を刺す位置（穿刺位置）を決定するといったことが行われている。しかし、このような用途に本実施形態の画像生成装置１０を適用する場合、各超音波画像に描出されるのは血管２１の短軸像（例えば、図５〜７のような画像）であるため、その表示から対象部位の血管２１の走行方向を一見して把握することは難しい。また、仮に血管２１の長軸像が描出されたｙｚ平面に平行な超音波画像を表示する構成とした場合でも、超音波プローブ１６と表示装置とは別体であるため、皮下のどのあたりを血管２１が走行しているのかを直観的に把握することは難しい。

そこで本実施形態では、各素子列について走査ライン毎に、血管２１の入射方向に沿った各入射方向位置（本実施形態では生体表面からの深さ方向の各位置）を検出する。そして、素子配置面１７に対する血管２１の相対的な位置（血管相対位置）を表示して医師等のユーザーに提示する。

［原理］
被検体２に入射した超音波は、被検体２内を減衰しながら伝搬してゆく。発生する減衰には、主に、拡散減衰、吸収減衰、散乱減衰の３種類がある。拡散減衰は、音波が球面状に拡がることによる減衰であり、吸収減衰は、音響エネルギーが媒質に吸収され、熱変換されることによる減衰であり、散乱減衰は、媒質が不均一なことによる減衰である。本実施形態では、散乱減衰に着目する。そのために先ず、超音波を伝搬させる媒質Ａが異なる媒質Ｂを内在している場合を考える。但し、超音波の拡散減衰及び吸収減衰はないものとする。

媒質Ａの音響インピーダンスＺ_１は、媒質Ａの平均密度ρ_１と平均音速ｃ_１との積で求められ、媒質Ｂの音響インピーダンスＺ_２は、媒質Ｂの平均密度ρ_２と平均音速ｃ_２との積で求められる（次式（１））。

また、媒質Ａを伝搬する超音波が媒質Ａ，Ｂの境界面で反射するときの反射率Ｓは、媒質Ａ，Ｂの音響インピーダンスＺ_１，Ｚ_２を用いて、次式（２）で表される。

そして、媒質Ａ，Ｂの境界面を透過する超音波の透過率Ｔは、次式（３）で表される。

式（３）から、媒質Ａの音響インピーダンスＺ１と媒質Ｂの音響インピーダンスＺ２との差が大きいほど媒質Ａ，Ｂの境界面において超音波の反射率Ｓが大きくなり、透過率Ｔが小さくなることがわかる。よって、このような異なる媒質Ａ，Ｂの境界面では、反射率Ｓが大きく（透過率Ｔが小さく）なる分だけ境界面を透過する超音波の信号強度は低下し、減衰した信号となる。したがって、この減衰の程度から、血管の前壁（血管前壁）及び後壁（血管後壁）の各位置を検出することが可能である。すなわち、信号の減衰が大きいところが、血管前壁及び血管後壁の入射方向位置である。

そこで、本実施形態では、減衰特徴値の１つである減衰補正値を算出する。図８は、減衰特徴値の算出を説明するための簡易的な超音波伝搬モデルを示す図である。図８では、複数の媒質境界面４０を有する被検体に対し、超音波プローブ１６から図８中右方向へと入射信号強度Ｔ_１の超音波を入射させた場合を示している。但し、超音波の拡散減衰及び吸収減衰はないものとする。

図８に示す被検体には、超音波の入射方向に相対するように複数の媒質境界面４０＿ｉ（ｉ＝１，２，・・）が存在しており、超音波プローブ１６から入射させた超音波は、これらの媒質境界面４０で反射或いは透過して伝搬してゆく。ｉ番目の媒質境界面４０＿ｉの反射率Ｓ_ｉは、式（２）により、境界となる２つの媒質の音響インピーダンスＺによって決まる。そして、ｉ番目の媒質境界面４０＿ｉからの超音波の反射波の受信信号強度（反射強度）Ｒ_ｉは、媒質境界面４０＿ｉへ入射する超音波の入射信号強度（入射強度）Ｔ_ｉと、媒質境界面４０＿ｉの反射率Ｓ_ｉとの積で求められる（次式（４））。

詳細に説明すると、１番目の媒質境界面４０＿１への入射信号強度Ｔ_１は、超音波プローブ１６からの超音波の入射信号強度Ｔ_１である。２番目以降の媒質境界面４０＿ｉ（ｉ＝２，３，・・）への入射信号強度Ｔ_ｉは、手前の（ｉ−１）番目の媒質境界面４０＿（ｉ−１）の超音波の透過強度であり、媒質境界面４０＿（ｉ−１）への入射信号強度Ｔ_ｉ−１と、媒質境界面４０＿（ｉ−１）からの反射強度Ｒ_ｉ−１との差で求められる（次式（５））。

つまり、各媒質境界面４０＿ｉ（ｉ＝１，２，・・）の入射信号強度Ｔ_ｉは、次式（６）で表すことができる。

そして、媒質境界面４０＿ｉそれぞれからの反射強度Ｒ_ｉが、超音波プローブ１６における受信信号強度となる。このとき、ｉ番目の媒質境界面４０＿ｉからの反射波の受信信号は、手前の（ｉ−１）番目までの媒質境界面４０＿ｊ（ｊ＝１，２、・・，ｉ−１）によって超音波の一部が反射して入射信号強度Ｔ_ｉが低下していることで、減衰した信号となる。

さて、ｉ番目の媒質境界面４０＿ｉについて、手前以前の媒質境界面４０＿ｊ（ｊ＝１，２，・・，ｉ−１）が存在しない場合、すなわち、超音波プローブ１６からの入射信号強度Ｔ_１のままの超音波がｉ番目の媒質境界面４０＿ｉに入射した理想状態を考えると、媒質境界面４０＿ｉからの反射強度Ｒ_ｉは、次式（７）で表される。

しかし、ｉ番目の媒質境界面４０＿ｉからの実際の反射強度Ｒ_ｉは式（４）で表されることから、散乱減衰によって理想状態の反射強度Ｒ_ｉよりも小さくなっている。そこで、次式（８）に示すように、実際の反射強度Ｒ_ｉに所定の減衰補正値α_ｉを乗じ、理想状態の反射強度Ｒ_ｉに一致させるとする。

式（８）から、ｉ番目の媒質境界面４０＿ｉの減衰補正値α_ｉは、次式（９）で表される。

以上のようにして求まる減衰補正値α_ｉを実際の反射強度Ｒ_ｉに乗じれば、該当する媒質境界面４０＿ｉにおける受信信号の減衰が相殺される。したがって、減衰補正値α_ｉは、実際の反射強度（受信信号強度）Ｒ_ｉが、当該媒質境界面４０＿ｉにおける理想状態での反射強度Ｒ_ｉと比べてどの程度小さくなっているのか、すなわち減衰の程度を表す。

図９〜図１１は、図５〜図７に示すｘ方向中心走査ラインＬ３１１，Ｌ３１３，Ｌ３１５の各走査ラインに係るＡモード像から算出した各走査ラインに係る減衰補正値α_ｉをそれぞれグラフ化した図である。なお、図９〜図１１では、横軸を走査ライン上に設定されるサンプリング点としている。本例では、各ｘ方向中心走査ラインＬ３１１，Ｌ３１３，Ｌ３１５上には血管２１が存在している。また、ｘ方向中心走査ラインＬ３１３は、血管中心上走査ラインＬ３２３でもある。

（１）血管中心上走査ラインの選出
例えば図１０に着目して見ると、血管２１を通る走査ラインに係る減衰補正値α_ｉは、血管前壁の入射方向位置Ｐ４３１及び血管後壁の入射方向位置Ｐ４３３において値が大きく上昇する。また、図１０のようにその走査ラインが血管中心上走査ラインであれば、血管前壁及び血管後壁の各入射方向位置Ｐ４３１，Ｐ４３３間の距離（前後壁間距離）Ｄ４３が血管径に相当する。ここで、前後壁間距離は、血管中心上走査ライン上で最大となる。すなわち、図９や図１１のように血管中心を通らない走査ラインで求まる前後壁間距離Ｄ４１１，Ｄ４５１は、図１０の前後壁間距離Ｄ４３よりも当然短くなる。したがって、血管中心上走査ラインの選出は、素子列毎に前後壁間距離が最大となる走査ラインを選ぶことで行える。図１２〜図１４は、図４の各素子列Ｒ２３について選出した図５〜図７に示す血管中心上走査ラインＬ３２１，Ｌ３２３，Ｌ３２５の各走査ラインに係る減衰補正値α_ｉを示す図である。これら血管中心上走査ラインＬ３２１，Ｌ３２３，Ｌ３２５で求まる前後壁間距離Ｄ４１３，Ｄ４３，Ｄ４５３が該当する素子列における血管径とされる。

（２）血管径及び血管中心位置の算出
血管中心上走査ラインを選出したならば、血管前壁及び血管後壁の各入射方向位置から血管２１の血管径及び血管中心位置を算出する。そのために先ず、血管前壁の入射方向位置からそのｘｙｚ空間内における位置（前壁位置）を求め、血管後壁の入射方向位置からそのｘｙｚ空間内における位置（後壁位置）を求める。ｘ座標は、その列方向の走査線番号を素子１７１のピッチに乗じることで求めることができ、ｙ座標は、その行番号を素子１７１のピッチに乗じることで求めることができる。一方、ｚ座標は、当該入射方向位置のサンプリング点を用いて次式（１０）により求めることができる。式（１０）において、ｆｓはサンプリング周波数［Ｈｚ］、ｃは音速［ｍ／ｓ］、ｋはサンプリング点をそれぞれ表す。

続いて、求めたｘｙｚ空間内の前壁位置及び後壁位置との距離を血管径とし、それらの中点を血管中心位置として算出する。血管中心位置が算出できれば、血管中心位置をｘｙ平面にプロットすることでｘｙ平面視血管中心線が定まる。本実施形態では、走査ラインの始点は各素子１７１と対向する生体表面内の位置であることから、ｘｙ平面視血管中心線は、素子配置面１７に対する血管相対位置を表す。

（３）素子配置面に対する血管相対位置の表示
血管相対位置の表示は、超音波画像の表示画面にて行う。本実施形態では、当該表示画面において、血管中心位置をｙｚ平面にプロットしたｙｚ平面視血管中心線も併せて表示する。図１５は、超音波画像の表示画面の画面構成例を示す図である。図１５に示すように、超音波画像の表示画面は、血管相対位置表示部Ｗ５１と、ｙｚ平面視血管位置表示部Ｗ５３と、超音波画像表示部Ｗ５５とを備える。

先ず、血管相対位置表示部Ｗ５１の表示は、超音波プローブ１６に記載された目盛りを付した素子配置面１７を表す枠５１１内に、縦軸をｘ方向、横軸をｙ方向としてｘｙ平面視血管中心線５１３を示すことで行う。血管相対位置表示部Ｗ５１の表示が、超音波の入射方向から見た平面視における所定器官（この場合は血管）の位置を示す表示である。この血管相対位置表示部Ｗ５１の表示によれば、素子配置面１７に対する血管相対位置を超音波プローブ１６に記載された目盛りとともに提示することができる。したがって、ユーザーは、アルファベット表記の目盛り及び数字表記の目盛りと、ｘｙ平面視血管中心線５１３との位置関係によって、実際に被検体２に貼付された超音波プローブ１６の皮下における対象部位の血管２１の走行方向を容易に把握することができる。例えば、図１５の例であれば、ユーザーは、超音波プローブ１６に記載された目盛り「Ｂ」と「４」とを結ぶ方向に対象部位の血管２１が走行していることを、直感的かつ一見しただけで瞬時に把握できる。これによれば、ユーザーは、例えば穿刺時において血管２１の走行方向に対して意図した通りに穿刺針を穿刺することが容易に可能となり、目的の位置とは異なる位置に穿刺針を挿入する等の誤穿刺を未然に防ぐことができる。

次に、ｙｚ平面視血管位置表示部Ｗ５３の表示は、縦軸をｚ方向、横軸をｙ方向としてｙｚ平面視血管中心線５３１を示すことで行う。ｙｚ平面視血管位置表示部Ｗ５３の表示は、超音波の入射方向に沿った断面における所定器官（この場合は血管）の位置を示す表示の一例である。このｙｚ平面視血管位置表示部Ｗ５３の表示によれば、ユーザーは、超音波プローブ１６の皮下を走行する対象部位の血管２１の深さ方向（ｚ座標）の位置を容易に把握することができる。

次に、超音波画像表示部Ｗ５５の表示は、素子列毎の超音波測定で得られた超音波画像（スライス像）を並べて表示することで行う。超音波画像表示部Ｗ５５に表示された各超音波画像は、超音波の入射方向に沿った断面における所定器官（この場合は血管）の位置を示す表示の一例である。図１５においては、超音波画像表示部Ｗ５５には、３つの超音波画像を表示しているが、表示する超音波画像の数は適宜設定でき、前送りボタン／後送りボタンやスクロールバーの操作等によって、表示する超音波画像を切り替えることができる。図１５では、超音波画像表示部Ｗ５５に表示された３つの超音波画像それぞれに対応する素子配置面１７の走査方向が、血管相対位置表示部Ｗ５１の枠５１１内に点線で示されている。

［機能構成］
図１６は、画像生成装置１０の機能構成例を示すブロック図である。画像生成装置１０は、処理装置３０と、超音波プローブ１６とを備え、処理装置３０は、操作入力部３１０と、表示部３２０と、通信部３４０と、演算処理部としての処理部３５０と、記憶部４００とを備える。

超音波プローブ１６は、複数の超音波素子１７１を備え、処理装置３０（処理部３５０の超音波測定制御部３６０）から出力されるパルス電圧で超音波を送信する。そして、送信した超音波の反射波を受信し、受信信号を超音波測定制御部３６０へ出力する。

操作入力部３１０は、ユーザーによる各種操作入力を受け付け、操作入力に応じた操作入力信号を処理部３５０へ出力する。ボタンスイッチやレバースイッチ、ダイヤルスイッチ、トラックパッド、マウス等により実現できる。

表示部３２０は、ＬＣＤ（Liquid Crystal Display）等の表示装置によって実現され、処理部３５０からの表示信号に基づく各種表示、例えば図１５に示した表示を行う。

通信部３４０は、処理部３５０の制御のもと、外部との間でデータを送受するための通信装置である。この通信部３４０の通信方式としては、所定の通信規格に準拠したケーブルを介して有線接続する形式や、クレイドル等と呼ばれる充電器と兼用の中間装置を介して接続する形式、無線通信を利用して無線接続する形式等、種々の方式を適用可能である。

処理部３５０は、例えば、ＣＰＵ（Central Processing Unit）やＧＰＵ（Graphics Processing Unit）等のマイクロプロセッサーや、ＡＳＩＣ（Application Specific Integrated Circuit）、ＦＰＧＡ（Field Programmable Gate Array）、ＩＣ（Integrated Circuit）メモリー等の電子部品によって実現される。そして、処理部３５０は、各機能部との間でデータの入出力制御を行い、所定のプログラムやデータ、操作入力部３１０からの操作入力信号、超音波プローブ１６からの各素子１７１の受信信号等に基づき各種の演算処理を実行して、被検体２の生体情報を取得する。なお、処理部３５０を構成する各部は、専用のモジュール回路等のハードウェアで構成することとしてもよい。

この処理部３５０は、超音波測定制御部３６０と、画像生成部３７０と、相対位置表示制御部３７６とを含む。

超音波測定制御部３６０は、超音波プローブ１６とともに超音波測定部２０を構成し、この超音波測定部２０によって超音波測定が行われる。例えば、超音波測定制御部３６０は、駆動制御部３６１と、送受信制御部３６３と、受信合成部３６５とを含み、超音波測定を統合的に制御する。

駆動制御部３６１は、超音波プローブ１６からの超音波パルスの送信タイミングを制御し、送信制御信号を送受信制御部３６３に出力する。

送受信制御部３６３は、駆動制御部３６１からの送信制御信号に従ってパルス電圧を発生させて超音波プローブ１６に出力する。その際、送信遅延処理を行って各素子１７１へのパルス電圧の出力タイミングの調整を行う。また、送受信制御部３６３は、超音波プローブ１６から入力された受信信号の増幅やフィルター処理を行い、処理結果を受信合成部３６５に出力する。

受信合成部３６５は、必要に応じて遅延処理等を行っていわゆる受信信号のフォーカスに係る処理等を実行し、反射波データを生成する。

画像生成部３７０は、超音波測定部２０による超音波測定の結果に基づいて、超音波画像を生成する。この画像生成部３７０は、減衰特徴値算出部３７１と、微分値算出部３７２と、閾値判定部３７３と、血管径／血管中心算出部３７４とを備える。

減衰特徴値算出部３７１は、各素子列において走査ライン毎に、超音波プローブ１６からの超音波の入射信号強度Ｔ_１と、各サンプリング点の受信信号強度とを用いて各サンプリング点の減衰補正値α_ｉを算出する。

微分値算出部３７２は、減衰特徴値算出部３７１が走査ライン毎に求めた各サンプリング点の減衰補正値α_ｉを、入射方向（走査ラインの方向）に沿って微分する。

閾値判定部３７３は、各素子列において走査ライン毎に、各サンプリング点の減衰補正値α_ｉの微分値を閾値判定する。そして、閾値判定の判定結果に基づき血管前壁及び血管後壁の各入射方向位置を検出する。これにより、超音波の入射方向から見た平面視における所定器官（この場合は血管（前壁及び外壁））の位置の検出や、超音波の入射方向に沿った断面における当該器官の位置の検出が行われることとなる。

血管径／血管中心算出部３７４は、血管前壁及び血管後壁の各入射方向位置のサンプリング点からｘｙｚ空間内の前壁位置及び後壁位置を算出し、血管径と血管中心とを得る。

相対位置表示制御部３７６は、素子配置面１７に対する血管相対位置を表示する制御を行う。

記憶部４００は、ＩＣメモリーやハードディスク、光学ディスク等の記憶媒体により実現されるものである。記憶部４００には、画像生成装置１０を動作させ、画像生成装置１０が備える種々の機能を実現するためのプログラムや、当該プログラムの実行中に使用されるデータ等が事前に記憶され、或いは処理の都度一時的に記憶される。なお、処理部３５０と記憶部４００との接続は、装置内の内部バス回路による接続に限らず、ＬＡＮ（Local Area Network）やインターネット等の通信回線で実現してもよい。その場合、記憶部４００は、画像生成装置１０とは別の外部記憶装置により実現されるとしてもよい。

この記憶部４００には、画像生成プログラム４１０と、反射波データ４２０と、減衰特徴値データ４３０と、微分結果データ４４０と、検出結果データ４５０とが格納される。

処理部３５０は、画像生成プログラム４１０を読み出して実行することにより、超音波測定制御部３６０や画像生成部３７０、相対位置標示制御部３７６等の機能を実現する。なお、これらの機能部を電子回路等のハードウェアで実現する場合には、当該機能を実現させるためのプログラムの一部を省略することができる。

反射波データ４２０は、超音波測定で得た反射波データを記憶する。この反射波データ４２０のＡモード像データ４２１は、各走査ラインのサンプリング点毎の受信信号強度を素子列毎に記憶する。超音波画像データ４２３は、超音波画像の画像データを素子列毎に記憶する。

減衰特徴値データ４３０は、減衰特徴値算出部３７１が各素子列について各走査ラインのサンプリング点毎に算出した減衰補正値α_ｉを記憶する。微分結果データ４４０は、微分値算出部３７２が各素子列について各走査ラインのサンプリング点毎に算出した減衰補正値α_ｉの微分値を記憶する。

検出結果データ４５０は、閾値判定部３７３によって血管前壁及び血管後壁の各入射方向位置が検出された各素子列について血管径／血管中心算出部３７４が算出したｘｙｚ空間内の前壁位置及び後壁位置と、血管径と、血管中心位置とを素子列毎に記憶する。

［処理の流れ］
図１７は、本実施形態における超音波画像の生成処理の流れを示すフローチャートである。ここで説明する処理は、処理部３５０が記憶部４００から画像生成プログラム４１０を読み出して実行し、画像生成装置１０の各部を動作させることで実現できる。測定に先立ち、ユーザーによって超音波プローブ１６が被検体２の体表面に貼付・固定される。

先ず、超音波測定部２０が超音波測定を行い、反射波データ４２０を生成する（ステップＳ１）。

続いて、処理対象の素子列番号（処理列番号）Ｍを「１」に初期化し（ステップＳ３）、走査線番号（処理走査線番号）Ｎを「１」に初期化する（ステップＳ５）。その後、減衰特徴値算出部３７１が、処理列番号Ｍの素子列について走査ライン単位で穿刺針の入射方向位置を検出する処理を行う。すなわち先ず、処理走査線番号Ｎの走査ライン（処理走査ライン）の各サンプリング点について、減衰補正値α_ｉを算出する（ステップＳ７）。

そして、微分値算出部３７２が、処理対象ラインの減衰補正値α_ｉを微分する（ステップＳ９）。

続いて、閾値判定部３７３が、処理対象ラインの各サンプリング点の微分値を閾値判定し（ステップＳ１１）、所定の判定用閾値以上のサンプリング点を検出することで、血管前壁の入射方向位置と、血管後壁の各入射方向位置とを得る（ステップＳ１３）。そして、得られた場合は、各入射方向位置間のサンプリング点距離を算出する（ステップＳ１５）。その後、処理走査線番号Ｎを判別し、走査方向最終端の走査線番号でなければ（ステップＳ１７：ＮＯ）、処理走査線番号Ｎをインクリメントして更新し（ステップＳ１９）、ステップＳ７に戻る。

一方、処理走査線番号Ｎが走査方向最終端の走査線番号の場合は（ステップＳ１７：ＹＥＳ）、血管径／血管中心算出部３７４が、ステップＳ１５で算出したサンプリング点距離が最大の走査ラインを処理列番号Ｍの血管中心上走査ラインとして選出する（ステップＳ２１）。続いて、血管径／血管中心算出部３７４は、血管中心上走査ライン上で検出された血管前壁及び血管後壁の各入射方向位置のサンプリング点を用いて、ｘｙｚ空間内の前壁位置及び後壁位置を算出する（ステップＳ２３）。そして、血管径／血管中心算出部３７４は、前壁位置と後壁位置との距離を血管径として算出し（ステップＳ２５）、前壁位置と後壁位置との中点を血管中心位置として算出する（ステップＳ２７）。

その後、処理列番号Ｍが素子１７１の素子列数と一致していなければ（ステップＳ２９：ＮＯ）、処理列番号Ｍをインクリメントして更新し（ステップＳ３１）、ステップＳ５に戻る。一方、処理列番号Ｍが素子１７１の素子列数と一致している場合は（ステップＳ２９：ＹＥＳ）、処理部３５０が、各素子列の超音波画像を並べた超音波画像の表示画面を表示部３２０に表示する制御を行う（ステップＳ３３）。またその際、相対位置表示制御部３７６が、血管中心位置をｘｙ平面にプロットしたｘｙ平面視血管中心線を素子配置面１７に対する血管相対位置の情報として、超音波画像の表示画面に表示する制御を行う（ステップＳ３５）。なお、その他にも、ｙｚ平面視血管位置や、後述するｙｚ平面視血管中心線に沿った対象部位の断面画像を超音波画像の表示画面に表示する制御が適宜行われる。

以上説明したように、本実施形態によれば、素子配置面１７に対する血管２１の相対的な位置（血管相対位置）を表示してユーザーに提示することができる。これによれば、ユーザーは、実際に被検体２に貼付された超音波プローブ１６の皮下における対象部位の血管２１の走行方向を容易に把握することができる。

なお、図１５に例示した超音波画像の表示画面は一例であって、その画面構成は適宜変更してよい。図１８は、表示画面の他の画面構成例を示す図である。図１８の例では、超音波画像の表示画面は、血管相対位置表示部Ｗ５１１と、ｙｚ平面視血管位置表示部Ｗ５３と、超音波画像表示部Ｗ５５と、血管長軸断面表示部Ｗ５７を備える。

本変形例の血管相対位置表示部Ｗ５１１では、図１５の血管相対位置表示部Ｗ５１に付した目盛りにかえて、素子配置面１７のｘ方向中心線５１５とｘｙ平面視血管中心線５１３との成す角度を表示する。また、血管長軸断面表示部Ｗ５７には、ｘｙ平面視血管中心線５１３に沿った対象部位の断面画像が表示される。この断面画像は、血管中心上走査ラインとして選出された走査ラインに係るＡモード像を用いて超音波画像を生成することで得ることができ、血管中心を通る血管２１の長軸断面像が描出される。この断面画像は、超音波の入射方向に沿った断面における所定器官（この場合は血管）の位置を示す画像の一例である。

また、上記した実施形態では、減衰特徴値として減衰補正値α_ｉを算出することとした。これに対し、別の減衰特徴値である減衰強度値β_ｉを算出し、減衰補正値α_ｉにかえて減衰強度値β_ｉを用いてもよい。減衰強度値β_ｉは、次式（１１）によって表され、超音波プローブ１６からの超音波の入射信号強度Ｔ_１と、減衰補正値α_ｉとから算出できる。

また、上記した実施形態では、生体内の所定器官として血管を例示したが、本発明が対象とする器官は血管に限定されるものではない。脂肪層や筋肉層より硬質な器官であれば対象として好適であり、例えば、管状の臓器、リンパ管、神経線維の束等を対象にすることができる。

１０…画像生成装置、１６…超音波プローブ、３０…処理装置、３１０…操作入力部、３２０…表示部、３４０…通信部、３５０…処理部、３６０…超音波測定制御部、３６１…駆動制御部、３６３…送受信制御部、３６５…受信合成部、３７０…画像生成部、３７１…減衰特徴値算出部、３７２…微分値算出部、３７３…閾値判定部、３７４…血管径／血管中心算出部、３７６…相対位置表示制御部、４００…記憶部、４１０…画像生成プログラム、４２０…反射波データ、４３０…減衰特徴値データ、４４０…微分結果データ、４５０…検出結果データ

Claims (8)

1. 生体に入射した超音波の前記生体からの反射波を受信した受信信号に基づいて超音波画像を生成する演算処理部を備えた画像生成装置であって、
   前記演算処理部が、
   前記受信信号に基づいて前記超音波の入射方向に沿った各位置における減衰特徴値を算出することと、
   前記減衰特徴値に基づいて前記生体内の所定器官の位置を検出することと、
   前記所定器官の位置を表示することと、
   を実行する画像生成装置。
2. 前記超音波を入射させ、その反射波を受信する超音波素子を面状に配置した超音波プローブを備え、
   前記表示することは、前記超音波素子に対する前記所定器官の相対的な位置を表示することを含む、
   請求項１に記載の画像生成装置。
3. 前記検出することは、前記超音波の入射方向から見た平面視における前記所定器官の位置を検出することである、
   請求項２に記載の画像生成装置。
4. 前記検出することは、前記超音波の入射方向に沿った断面における前記所定器官の位置を検出することを含む、
   請求項１〜３の何れか一項に記載の画像生成装置。
5. 前記演算処理部が、
   前記減衰特徴値の前記入射方向に沿った微分値を算出すること、
   を更に実行し、
   前記検出することは、前記減衰特徴値の微分値に基づいて前記所定器官の位置を検出することである、
   請求項４に記載の画像生成装置。
6. 前記減衰特徴値を算出することは、前記超音波の入射信号強度と、前記反射波の受信信号強度とを用いて、前記受信信号の減衰を相殺するための減衰補正値を算出することである、
   請求項１〜５の何れか一項に記載の画像生成装置。
7. 前記減衰特徴値を算出することは、前記超音波の入射信号強度と、前記反射波の受信信号強度とを用いて、前記受信信号の減衰強度値を算出することである、
   請求項１〜５の何れか一項に記載の画像生成装置。
8. 生体に入射した超音波の前記生体からの反射波を受信した受信信号に基づいて超音波画像を生成する画像生成方法であって、
   前記受信信号に基づいて前記超音波の入射方向に沿った各位置における減衰特徴値を算出することと、
   前記減衰特徴値に基づいて前記生体内の所定器官の位置を検出することと、
   前記所定器官の位置を表示することと、
   を含む画像生成方法。

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