WO2013073304A1 - 超音波診断装置及び超音波画像生成方法 - Google Patents

超音波診断装置及び超音波画像生成方法 Download PDF

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Definitions

  • the present invention relates to an ultrasonic diagnostic apparatus, and more particularly to an ultrasonic diagnostic apparatus for constructing a 4D ultrasonic image.
  • a conventional ultrasonic diagnostic apparatus transmits an ultrasonic wave inside a subject using an ultrasonic probe, receives an ultrasonic reflection echo signal corresponding to a living tissue structure in the subject, and cross-sections the subject. Convert the image to monochrome (black and white).
  • the conventional ultrasonic diagnostic apparatus mechanically reciprocates the ultrasonic probe, calculates the displacement of the living tissue by comparing two image frames acquired at different times in the same section, Elastic information (for example, hardness information and strain information) of the living tissue is imaged as an elastic image. Further, the conventional ultrasonic diagnostic apparatus alternately scans the tomographic image and the elastic image, and displays the tomographic image and the elastic image so as to overlap each other (for example, refer to Patent Document 1).
  • a conventional ultrasonic diagnostic apparatus constructs a three-dimensional elasticity image
  • it selects a plurality of elasticity images generated with the pressure applied to the tissue of the subject being equal, and the plurality of selected elasticity images Are combined to construct a three-dimensional elastic image, or a three-dimensional elastic image is constructed using only image frames having a high correlation coefficient (see, for example, Patent Document 2).
  • the conventional ultrasonic diagnostic apparatus displays a 3D image (stereoscopic image) in real time and generates a 4D ultrasonic image.
  • an object of the present invention is to provide an ultrasonic diagnostic apparatus that can construct an ultrasonic image (for example, a 4D ultrasonic image) at a high frame rate or a high volume rate.
  • the ultrasonic diagnostic apparatus of the present invention includes a plurality of transducers arranged on an ultrasonic probe and simultaneously vibrating to irradiate an object with an ultrasonic beam, and the plurality of transducers simultaneously vibrating to generate a first ultrasonic wave
  • first ultrasonic data is generated
  • second ultrasonic data is generated.
  • An ultrasonic image generation unit configured to generate sound wave data and generate an elastic image based on the first ultrasonic data and the second ultrasonic data;
  • ultrasonic data of the cross section of the subject is generated by one irradiation of the ultrasonic beam.
  • the figure which shows the ultrasonic diagnosing device of embodiment of this invention Diagram showing transmission and reception of plane wave Diagram showing the generation of volume data (ultrasound data) by the reciprocating motion of an ultrasound probe
  • the figure explaining the calculation interval of correlation calculation of volume data The figure explaining sequential transmission and simultaneous transmission of a plurality of transducers in a frame data acquisition sequence
  • FIG. 1 An ultrasonic diagnostic apparatus 100 according to an embodiment of the present invention is shown in FIG.
  • the ultrasonic diagnostic apparatus 100 includes an ultrasonic probe 102 used in contact with the subject 101, and a predetermined time interval between the subject 101 and the ultrasonic probe 102.
  • a transmission unit 105 that repeatedly transmits ultrasonic waves, a reception unit 106 that receives a reflected echo signal reflected from the subject 101, an ultrasonic transmission / reception control unit 107 that controls the transmission unit 105 and the reception unit 106, and a reception unit 106 Generated by the data storage unit 111 that temporarily stores the reflected echo received in step, the phasing addition unit 108 that performs phasing addition to form each reception beam from the data storage unit 111, and the phasing addition unit 108 RF storage / selection unit 109 that stores the received RF signal frame data (ultrasound data), and an ultrasonic image generation unit that generates an ultrasonic image based on the RF signal frame data stored in the RF storage / selection unit 109 150 and a table displaying ultrasonic images generated by the ultrasonic image generation unit 150 And a section 120.
  • the ultrasonic diagnostic apparatus 100 also includes a control unit 103 that controls each component and an operation unit 104 that performs various inputs to the control unit
  • a plurality of transducers 122 are arranged on the ultrasonic probe 102.
  • the ultrasonic probe 102 has a function of transmitting / receiving ultrasonic waves to / from the subject 101 via a plurality of transducers 122.
  • the ultrasonic probe 102 includes a plurality of transducers 122 having a rectangular shape or a sector shape.
  • the ultrasound probe 102 mechanically reciprocates in a direction (short axis direction) orthogonal to the direction x of the arrangement of the plurality of transducers 122. As the ultrasonic probe 102 moves mechanically, the plurality of transducers 122 mechanically reciprocate, so that ultrasonic waves are transmitted and received in three dimensions.
  • the plurality of transducers 122 arranged in the ultrasonic probe 102 are simultaneously vibrated to irradiate the subject 101 with the ultrasonic beam. Further, the plurality of transducers 122 can sequentially oscillate in the arrangement direction x and irradiate the subject 101 with the ultrasonic beam.
  • the transmitting unit 105 generates a transmission pulse for driving the plurality of transducers 122 of the ultrasonic probe 102 to generate ultrasonic waves.
  • the transmission unit 105 has a function of setting a convergence point of transmitted ultrasonic waves to a predetermined depth and a function of generating a plane wave.
  • the receiving unit 106 amplifies the reflected echo signal received by the ultrasonic probe 102 with a predetermined gain to generate an RF signal (that is, a received signal).
  • the ultrasonic transmission / reception control unit 107 controls the transmission unit 105 and the reception unit 106.
  • the phasing adder 108 controls the phase of the RF signal amplified by the receiver 106, forms an ultrasonic beam at one or more convergence points, and generates RF signal frame data (corresponding to RAW data). ) Is generated.
  • the ultrasonic image generation unit 150 includes a two-dimensional tomographic image configuration unit 113, a tomographic volume data generation unit 114, a three-dimensional tomographic image configuration unit 115, a two-dimensional elastic image configuration unit 116, and an elastic volume data generation unit. 117, a three-dimensional elasticity image construction unit 118, and a composition processing unit 119.
  • the 2D tomographic image construction unit 113 constructs a 2D tomographic image (ultrasonic image) based on the RF signal frame data stored in the RF storage / selection unit 109.
  • the tomographic volume data generation unit 114 performs three-dimensional coordinate conversion according to the acquisition position of the two-dimensional tomographic image based on the two-dimensional tomographic image configured by the two-dimensional tomographic image construction unit 113, and generates tomographic volume data (ultrasound data). Generate.
  • the three-dimensional tomographic image construction unit 115 performs volume rendering based on the luminance and opacity of the tomographic volume data, and constructs a three-dimensional tomographic image (ultrasonic image).
  • the two-dimensional elasticity image construction unit 116 constructs a two-dimensional elasticity image (ultrasonic image) based on a plurality of RF signal frame data stored in the RF storage / selection unit 109.
  • the elastic volume data generation unit 117 performs three-dimensional coordinate conversion according to the acquisition position of the two-dimensional elastic image based on the two-dimensional elastic image formed by the two-dimensional elastic image configuration unit 116, and generates elastic volume data (ultrasound data). Generate.
  • the three-dimensional elasticity image construction unit 118 performs volume rendering based on the elasticity value and opacity of the elasticity volume data, and constitutes a three-dimensional elasticity image (ultrasonic image).
  • the synthesis processing unit 119 synthesizes a 2D tomographic image and a 2D elastic image, or synthesizes a 3D tomographic image and a 3D elastic image.
  • the display unit 120 displays a synthesized image, a two-dimensional tomographic image, or the like (ultrasonic image) synthesized by the synthesis processing unit 119.
  • the two-dimensional tomographic image construction unit 113 receives the RF signal frame data output from the RF storage / selection unit 109 based on the setting conditions in the control unit 103, and performs gain correction, log compression, contour enhancement, and filter processing Signal processing such as the above is performed to construct a two-dimensional tomographic image.
  • the ultrasonic probe 102 can measure the transmission / reception direction ( ⁇ , ⁇ ) simultaneously with transmission / reception of ultrasonic waves, and the tomographic volume data generation unit 114 transmits / receives a transmission / reception direction ( ⁇ corresponding to the acquisition position of the two-dimensional tomographic image). , ⁇ ), three-dimensional conversion is performed based on a plurality of two-dimensional tomographic images to generate tomographic volume data.
  • the 3D tomographic image construction unit 115 constructs a 3D tomographic image from the tomographic volume data.
  • the three-dimensional tomographic image construction unit 115 performs volume rendering using equations (1) to (3).
  • Cout (i) Cout (i-1) + (1-Aout (i-1)) ⁇ A (i) ⁇ C (i) ⁇ S (i) ... (1)
  • Aout (i) Aout (i-1) + (1-Aout (i-1)) ⁇ A (i) (2)
  • a (i) Opacity [C (i)] (3)
  • C (i) is a luminance value of the i-th voxel existing on the line of sight when a 3D tomographic image is viewed from a predetermined point on the created 2D projection plane.
  • Cout (i) is an output pixel value.
  • Cout (i-1) indicates the integrated value up to the (i-1) th.
  • a (i) is the opacity of the luminance value existing on the line of sight, and is a tomographic opacity table (fault opacity table) that takes a value of 0 to 1.0 as shown in equation (3). .
  • the tomographic opacity table determines the contribution rate on the output two-dimensional projection plane (three-dimensional tomographic image) by referring to the opacity from the luminance value.
  • S (i) is a weight component for shading calculated from the luminance C (i) and the gradient obtained from the surrounding pixel values.For example, the normal of the surface centered on the light source and voxel i is the same. In this case, S (i) indicates the shadow enhancement effect, such that 1.0 is given to reflect the strongest and 0.0 is given when the light source and the normal line are orthogonal.
  • Aout (i) is integrated every time it passes through the voxel and converges to 1.0. Therefore, as shown in Equation (1), when the integrated value Aout (i-1) of the opacity up to (i-1) th is about 1.0, the luminance value C (i) after the ith is Not reflected in the output image.
  • the 2D elastic image construction unit 116 measures displacement from a plurality of RF signal frame data (ultrasound data) stored in the RF storage / selection unit 109. Then, the two-dimensional elasticity image construction unit 116 computes an elasticity value based on the measured displacement to construct a two-dimensional elasticity image. That is, the plurality of transducers 122 of the ultrasonic probe 102 are simultaneously vibrated to irradiate the subject 101 with the first ultrasonic beam, thereby generating first ultrasonic data, and the transducer 122 is vibrated simultaneously.
  • the second ultrasonic data is generated, and the two-dimensional elastic image constructing unit 116 includes the first ultrasonic data, the second ultrasonic data, Are compared, the elasticity value is calculated based on the displacement of the subject 101, and an elasticity image (ultrasonic image) is generated.
  • the elastic value includes at least one of elastic information such as strain, elastic modulus, displacement, viscosity, hardness, and strain ratio.
  • the elastic volume data generation unit 117 performs three-dimensional conversion based on a plurality of two-dimensional elastic images according to the transmission / reception direction ( ⁇ , ⁇ ) corresponding to the acquisition position of the two-dimensional elastic image, and generates elastic volume data (ultrasound data) Is generated.
  • the three-dimensional elasticity image construction unit 118 performs volume rendering based on the elasticity volume data (ultrasound data) according to the elasticity value, and constitutes a three-dimensional elasticity image (ultrasound image).
  • FIG. 2 is a diagram illustrating transmission / reception of a plane wave.
  • FIG. 2 (a) is a diagram illustrating transmission of a plane wave. For example, it is possible to generate a plane wave parallel to the surface of the ultrasonic probe 102 by simultaneously generating sound waves having the same intensity from the transducers 122 of the ultrasonic probe 102.
  • a plurality of transducers 122 vibrate simultaneously and irradiate the subject 101 with a plane wave (ultrasound beam), so that RF signal frame data (super (Sound data) is generated, and the frame rate (or volume rate) is improved compared to an ultrasonic diagnostic apparatus in which a plurality of transducers sequentially vibrate in the direction x of the array and irradiate the subject 101 with an ultrasonic beam.
  • the frame rate is about 1000 to 10000 [fps].
  • Fig. 2 (b) is a diagram showing reception of plane waves.
  • each transducer 122 receives the reflected signal within the opening time, so that the reflected signal reflected from the tissue in the subject 101 is received at each time position in the imaging region. can get.
  • Data of the reflection signal in the imaging region is stored in the data storage unit 111.
  • the reflected signal data is phase-received, so that a plurality of beam lines can be formed in the imaging region.
  • the delay of the signal arrival time at each transducer 122 is corrected by the delay circuit of the phasing adder 108 according to the spreading method, so that the reception adjustment is achieved. Phase is done.
  • the plurality of transducers 122 are arranged on the ultrasonic probe 102 and simultaneously vibrate to irradiate the subject 101 with the ultrasonic beam. Then, the ultrasound image generation unit 150 generates a 3D ultrasound image (3D tomographic image, 3D elasticity image, etc.) based on the ultrasound data acquired when the ultrasound probe 102 moves. .
  • FIG. 3 is a diagram showing that volume data (ultrasound data) is generated by the reciprocating operation of the ultrasound probe 102.
  • volume data ultrasound data
  • FIG. 3 (a) by the forward movement M1 of the ultrasound probe 102, the 0th (even number) even volume data (first ultrasound data) is first generated. Then, the first (odd-numbered) odd-numbered volume data (second ultrasonic data) is generated by the backward operation M2 of the ultrasonic probe 102. Then, the second (even number) even volume data is generated by the forward movement M1 of the ultrasonic probe 102.
  • even volume data (first ultrasonic data) and odd volume data (second ultrasonic data) are generated.
  • the tomographic volume data generation unit 114 performs three-dimensional coordinate conversion according to the acquisition position of the two-dimensional tomographic image, and generates tomographic volume data (ultrasound data), so that even volume data (first ultrasonic data) and Odd volume data (second ultrasonic data) is generated.
  • FIGS. 3B and 3C are diagrams showing that a plurality of transducers 122 are simultaneously vibrated and radiate an ultrasonic beam as the ultrasonic probe 102 moves.
  • the ultrasonic probe 102 is arranged in a direction z (short axis direction) orthogonal to the direction x of the arrangement of the plurality of transducers T (0) to T (n).
  • a scan sequence of reciprocating operations M1 and M2 of the ultrasonic probe 102 is performed.
  • FIG. 3B is a scan sequence of the forward swing (forward operation)
  • FIG. 3C is a scan sequence of the backward swing (reverse operation).
  • a plurality of transducers arranged on the ultrasound probe 102 and simultaneously oscillating to irradiate the subject with the ultrasound beam, and the plurality of transducers simultaneously oscillating the first ultrasound beam to the subject
  • the first ultrasonic data is generated by irradiating 101
  • the second ultrasonic data is generated by irradiating the subject 101 with the second ultrasonic beam by simultaneously vibrating the plurality of transducers.
  • an ultrasonic image generation unit 150 that generates an elastic image based on the first ultrasonic data and the second ultrasonic data.
  • the subject 101 is irradiated with an ultrasonic beam that is irradiated when a plurality of transducers arranged in the ultrasonic probe 102 are simultaneously vibrated, and the plurality of transducers are simultaneously vibrated to generate a first ultrasonic beam.
  • the first ultrasonic data is generated, and a plurality of transducers vibrate at the same time and irradiate the subject 101 with the second ultrasonic beam.
  • generating an ultrasound image based on the first ultrasound data and the second ultrasound data.
  • the RF signal frame data (ultrasound data) of the cross-section of the subject 101 can be obtained by irradiating the ultrasonic beam by oscillating the plurality of transducers 122 at the same time by one plane wave (ultrasonic beam) irradiation.
  • the frame rate (or volume rate) is improved as compared with an ultrasonic diagnostic apparatus in which a plurality of transducers sequentially vibrate in the arrangement direction x and irradiate the subject 101 with an ultrasonic beam.
  • By improving the frame rate (or volume rate) it is possible to construct a 4D ultrasound image (4D elastic image) that is resistant to movement in the 4D system.
  • the plurality of transducers of the ultrasonic probe 102 perform a reciprocal operation, and the ultrasonic image generation unit 150 performs the first ultrasonic data generated during the forward operation and the reverse operation immediately after the forward operation.
  • An elastic image is generated based on the generated second ultrasonic data.
  • the elasticity image can be generated based on the ultrasonic data obtained during the forward movement and the backward movement immediately after the forward movement, so that the calculation interval of the correlation calculation can be reduced and the movement can be reduced. It becomes possible to construct a strong ultrasonic image (for example, a 4D elastic image).
  • an ultrasonic image generation unit 150 that generates an image.
  • a plurality of transducers vibrate at the same time and irradiate the subject 101 with the ultrasonic beam, so that ultrasonic data of the cross section of the subject 101 is generated by a single irradiation of the ultrasonic beam. Therefore, the frame rate (or volume rate) is improved, it is strong against motion, and an ultrasonic image (tomographic image, elastic image, Doppler image, etc.) can be constructed at a high frame rate or high volume rate.
  • multiple transducers generate plane waves.
  • a plurality of transducers vibrate at the same time and irradiate the subject 101 with an ultrasonic beam, thereby generating a plane wave.
  • Ultrasonic data can be generated.
  • FIG. 4 is a diagram showing a case where a plurality of transducers 122 are sequentially vibrated to irradiate an ultrasonic beam, and a case where a plurality of transducers 122 are simultaneously vibrated to irradiate an ultrasonic beam.
  • the ultrasound probe 102 moves in the minor axis direction z according to the forward movement M1.
  • the plurality of transducers T (0) to T (n) arranged in the arrangement direction x sequentially vibrate.
  • the PRF cycle Pulse repetition cycle
  • 1 / PRF PRT (Pulse Repetition Time). That is, in order for one transducer to vibrate and transmit a pulse, time of “1 / PRF” is required.
  • a plurality of transducers T (0) to T (n) sequentially vibrate and transmit pulses. 1 / PRF) * (n + 1) "is required. Furthermore, in order to acquire two-dimensional tomographic images (ultrasound images) Ve (0) to Ve (m) of a plurality of sections S (0) to S (m) in the scan sequence, “(1 / PRF) * (N + 1) * (m + 1) "is required.
  • “(1 / PRF) * (N + 1) * (m + 1) is required.
  • the ultrasound probe 102 moves in the minor axis direction z according to the forward movement M1, and also includes a plurality of transducers T (0) to T (T) arranged in the arrangement direction x. n) vibrate simultaneously.
  • a plurality of transducers T (0) to T (n) simultaneously vibrate and transmit a pulse, and when a single plane wave (ultrasonic beam) is irradiated, an RF of a cross section (for example, cross section s (0)) Signal frame data (ultrasound data) is generated. Therefore, in order to generate the RF signal frame data of one cross section (for example, cross section s (0)), time of “1 / PRF” is required.
  • the frame rate (or volume rate) is improved by (n + 1) times as compared with the case where the transducers vibrate sequentially.
  • the ultrasonic probe 102 performs reciprocating operations M1 and M2.
  • the ultrasonic image generation unit 150 generates the first ultrasonic data (even volume data) generated during the forward movement M1 of the ultrasonic probe 102 and the backward movement M2 immediately after the forward movement M1.
  • An elastic image is generated based on the correlation coefficient with the second ultrasonic data (odd volume data).
  • the ultrasound probe 102 moves at a constant speed in the swing direction (short axis direction z). Therefore, as shown in FIG. 4 (a), when the plurality of transducers 122 are sequentially vibrated and irradiated with an ultrasonic beam, a cross section S (0) oblique to the arrangement direction x of the plurality of transducers 122. ⁇ S (4) is irradiated with an ultrasonic beam.
  • FIG. 4 (a) is a diagram for explaining the forward movement M1 of the ultrasonic probe 102.
  • FIG. 4 (a) since the plurality of transducers 122 sequentially vibrate during the forward movement M1, the cross sections S (0) to S (S) tilted in the swing direction (the forward movement M1 direction) with respect to the arrangement direction x. (4) is irradiated with an ultrasonic beam.
  • the backward movement M2 of the ultrasonic probe 102 as shown in FIG.
  • an elastic image V5 (elastic volume image) is generated based on the correlation coefficient.
  • an elastic image V5 (elastic volume image) is generated based on the correlation coefficient.
  • an elastic image V6 (elastic volume image) is generated based on the correlation coefficient.
  • the ultrasonic image generation unit 150 includes the first ultrasonic data (even volume data) generated during the forward movement M1 of the ultrasonic probe 102, and the backward movement M2 immediately after the forward movement M1.
  • An elastic image is generated based on the correlation coefficient with the second ultrasonic data (odd volume data) generated at the time.
  • the plurality of transducers of the ultrasonic probe 102 perform a reciprocating operation, and the ultrasonic image generating unit 150 performs the same operation as the first ultrasonic data generated during the reciprocating operation and the reciprocating operation.
  • An elastic image can also be generated based on the generated second ultrasonic data.
  • the ultrasonic image generation unit 150 generates an elastic image based on the first ultrasonic data generated during the forward movement and the second ultrasonic data generated during the forward movement. You can also. Further, the ultrasonic image generation unit 150 generates an elastic image based on the first ultrasonic data generated during the backward operation and the second ultrasonic data generated during the backward operation. You can also.
  • the second ultrasonic data is ultrasonic data generated by irradiating an ultrasonic beam next to the first ultrasonic data during the forward operation or the backward operation. That is, the first ultrasonic data and the second ultrasonic data are ultrasonic data of adjacent cross sections. If the first ultrasonic data is Ve (n), the second ultrasonic data is Ve (n + 1).
  • the calculation interval is smaller than when the plurality of transducers 122 vibrate sequentially because correlation calculation is performed using adjacent RF volume data.
  • the calculation interval of the correlation calculation becomes small, it is possible to construct an ultrasonic image (for example, 4D elastic image) that is resistant to movement in the 4D system.
  • the calculation interval of the correlation calculation can be reduced, the amount of tissue variation can be reduced, so that cross-sectional deviation due to movement (such as hand shake or body movement due to compression) can be reduced.
  • the frame rate (or volume rate) is improved by (n + 1) times compared to the case where they sequentially vibrate.
  • FIG. 7 (a) when a plurality of transducers T (0) to T (n) sequentially vibrate in the scan sequence, in order to obtain RF signal frame data of one cross section, “(1 / PRF) * (n + 1) "is required.
  • the time of “(1 / PRF)” Necessary.
  • RF signal frame data (ultrasound data) of a cross section is generated by a single plane wave (ultrasonic beam) irradiation
  • frame data and volume data in a short time. Since the rate and the volume rate can be greatly improved, a motion-resistant 4D ultrasound image can be constructed by an image generation system that updates 3D images at any time and displays them in real time.
  • the frame rate when the two-dimensional tomographic image construction unit 113 constructs a two-dimensional tomographic image (ultrasonic image) based on the RF signal frame data stored in the RF storage / selection unit 109 is improved.
  • the tomographic volume data generation unit 114 performs three-dimensional coordinate conversion according to the acquisition position of the two-dimensional tomographic image based on the two-dimensional tomographic image formed by the two-dimensional tomographic image construction unit 113, and generates tomographic volume data (ultrasound data ) To improve the volume rate.
  • the volume rate when the three-dimensional tomographic image construction unit 115 constructs a three-dimensional tomographic image (ultrasonic image) by performing volume rendering based on the luminance and opacity of the tomographic volume data is improved.
  • the frame rate when the two-dimensional elasticity image construction unit 116 constructs a two-dimensional elasticity image (ultrasonic image) based on a plurality of RF signal frame data stored in the RF storage / selection unit 109 is improved.
  • the elastic volume data generation unit 117 performs three-dimensional coordinate conversion according to the acquisition position of the two-dimensional elastic image based on the two-dimensional elastic image formed by the two-dimensional elastic image construction unit 116, and generates elastic volume data (ultrasound data ) To improve the volume rate.
  • the volume rate when the three-dimensional elastic image construction unit 118 constructs a three-dimensional elastic image (ultrasonic image) by performing volume rendering based on the elasticity value and opacity of the elastic volume data is improved.
  • the time for the synthesis processing unit 119 to synthesize the 2D tomographic image and the 2D elastic image, or to synthesize the 3D tomographic image and the 3D elastic image is shortened.
  • this invention is not limited to these, It can change and deform
  • a plurality of transducers when acquiring at least one ultrasonic image selected from a tomographic image (black and white image), an elasticity image (elastography), and a Doppler image (color Doppler image), a plurality of transducers
  • a plurality of transducers when the ultrasonic beam 122 irradiates and irradiates the subject 101 with an ultrasonic beam and acquires an unselected ultrasonic image, a plurality of transducers 122 sequentially vibrate in the array direction x and the ultrasonic beam is applied to the subject. 101 may be irradiated.
  • the ultrasound data of the cross section of the subject is generated by a single ultrasound beam irradiation, so the frame rate (or volume rate) is improved, Ultrasonic images can be constructed at high frame rates or high volume rates, which are strong in motion, and for ultrasound images that are not selected, an ultrasound image can be constructed by focusing the ultrasound beam.
  • FIG. 8 (a) shows that a plurality of transducers T (0) to T (n) are sequentially vibrated, and tomographic frame data (RF signal frame data) for a tomographic image and elastic frame data (RF FIG. 6 is a diagram showing that signal frame data) are acquired alternately.
  • RF signal frame data tomographic frame data and elastic frame data
  • FIG. 8 (a) shows that in order to acquire RF signal frame data (tomographic frame data and elastic frame data) of one cross section, a plurality of transducers T (0) to T (n) sequentially vibrate. In this case, the time “(1 / PRF) * (n + 1)” is required. In this case, it is possible to construct both a tomographic volume image and an elastic volume image, but it takes twice as long as to construct one of the tomographic volume image and the elastic volume image. The volume rate is halved.
  • FIG. 8 (b) a plurality of transducers T (0) to T (n) sequentially vibrate to obtain tomographic frame data (RF signal frame data) for a tomographic image
  • FIG. 11 is a diagram showing that T (n) vibrates simultaneously to obtain elastic frame data (RF signal frame data) for an elastic image.
  • the plurality of transducers 122 alternately irradiate the subject 101 with ultrasonic beams that are simultaneously vibrated and irradiated and ultrasonic beams that are sequentially vibrated and irradiated in the arrangement direction x.
  • the tomographic image, the elastic image, and the Doppler image are alternately scanned, and the tomographic image, the elastic image, and the Doppler image are superimposed and displayed.
  • the 4D system can simultaneously display tomographic information, elasticity information, and blood flow information in real time. It should be noted that the ultrasonic beam that is simultaneously vibrated and the ultrasonic beam that is sequentially vibrated and irradiated may be alternately switched for each ultrasonic beam, or alternately for each of the multiple ultrasonic beams. It may be switched to.
  • Ultrasonic data (RF signal frame data) can be acquired.
  • a plurality of transducers 122 vibrate simultaneously and irradiate the subject 101 with an ultrasonic beam to acquire a tomographic image.
  • the plurality of transducers 122 may sequentially oscillate in the arrangement direction x to irradiate the subject 101 with the ultrasonic beam.
  • the scan time is shortened, the volume rate is improved, and when acquiring a tomographic image (ultrasonic image), an ultrasonic wave is acquired.
  • Tomographic frame data can be acquired by focusing the beam.
  • FIG. 8 (c) shows that a plurality of transducers T (0) to T (n) vibrate simultaneously to obtain elastic frame data for elastic images and Doppler data (ultrasound data) for Doppler images.
  • FIG. 8 (c) shows that a plurality of transducers T (0) to T (n) vibrate simultaneously to obtain elastic frame data for elastic images and Doppler data (ultrasound data) for Doppler images.
  • the first ultrasonic data is not limited to even volume data
  • the second ultrasonic data is not limited to odd volume data.
  • the two-dimensional elasticity image construction unit 116 constructs a two-dimensional elasticity image (ultrasound image) based on a plurality of RF signal frame data stored in the RF storage / selection unit 109, at the same cross-sectional position
  • the RF signal frame data acquired at different times may be used as the first ultrasonic data and the second ultrasonic data. That is, the first ultrasound data and the second ultrasound data are not limited to volume data, and may be frame data.
  • the first ultrasonic data and the second ultrasonic data are not limited to the ultrasonic data acquired at the same cross-sectional position, but may be ultrasonic data acquired at different cross-sectional positions.
  • the plurality of transducers 122 continuously apply the ultrasonic beam irradiated to the subject 101 a plurality of times (for example, 3
  • the ultrasonic image generation unit 150 includes ultrasonic data (including first ultrasonic data and second ultrasonic data) generated based on an ultrasonic beam irradiated a plurality of times continuously. ) May be generated based on the displacement of the subject 101 in the three-dimensional direction (x, y, z).
  • the plurality of transducers continuously irradiate the subject 101 with the ultrasonic beam that is simultaneously vibrated and irradiated a plurality of times.
  • the ultrasonic data generated based on the ultrasonic beam irradiated a plurality of times continuously based on the displacement in the three-dimensional direction (x, y, z) of the subject An ultrasound image can be generated.
  • the plurality of transducers continuously irradiate the subject 101 with the ultrasonic beam irradiated by the plurality of transducers simultaneously vibrating when the plurality of transducers move
  • the ultrasonic image generation unit 150 Generates an elastic image based on ultrasonic data generated based on an ultrasonic beam irradiated a plurality of times in succession. According to this configuration, by comparing the ultrasonic data generated based on the ultrasonic beam irradiated a plurality of times continuously, based on the displacement of the subject 101 in the three-dimensional direction (x, y, z) Thus, the elasticity image can be generated and the scan time per frame is shortened, so that the correlation accuracy can be improved.
  • the displacement of the cross section of the transducer 122 parallel to the arrangement direction x and the vertical direction y of the arrangement direction x can be measured.
  • a plurality of transducers 122 vibrate simultaneously and repeat transmission / reception of plane waves three times to obtain continuous elastic frame data (for example, elastic frame data 1a, 1b, 1c) as 1
  • continuous elastic frame data for example, elastic frame data 1a, 1b, 1c
  • a plurality of transducers continuously irradiate an ultrasonic beam three times or more. According to this configuration, by comparing the ultrasonic data generated based on the ultrasonic beam irradiated three times in succession, based on the displacement of the subject in the three-dimensional direction (x, y, z) Elastic images can be generated.
  • the frame rate and the volume rate can be improved, an ultrasonic beam irradiated by oscillating a plurality of transducers 122 simultaneously is continuously applied to the subject 101 a plurality of times (for example, three times).
  • continuous elastic frame data ultrasound data
  • the correlation accuracy can be improved by reducing the scan time per frame by transmitting and receiving plane waves.
  • the ultrasonic diagnostic apparatus has an effect of improving the frame rate or the volume rate, is strong in movement, and can construct an ultrasonic image (for example, a 4D ultrasonic image) at a high frame rate or a high volume rate. It is useful as an ultrasonic diagnostic apparatus.
  • ultrasonic diagnostic apparatus 101 subject, 102 ultrasonic probe, 103 control unit, 104 operation unit, 105 transmission unit, 106 reception unit, 107 ultrasonic transmission / reception control unit, 108 phasing addition unit, 109 RF storage / Selection unit, 111 data storage unit, 113 2D tomographic image configuration unit, 114 tomographic volume data generation unit, 115 3D tomographic image configuration unit, 116 2D elastic image configuration unit, 117 elastic volume data generation unit, 118 3D elasticity Image composition unit, 119 synthesis processing unit, 120 display unit, 122 transducer, 150 ultrasonic image generation unit

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Abstract

　フレームレート(又はボリュームレート)が向上し、動きに強く、高いフレームレート又は高いボリュームレートで超音波画像を構築することができる超音波診断装置を提供する。超音波探触子に配列され、同時に振動して超音波ビームを被検体に照射する複数のトランスデューサと、前記複数のトランスデューサが同時に振動して第1の超音波ビームを前記被検体に照射することにより、第1の超音波データを生成し、前記複数のトランスデューサが同時に振動して第2の超音波ビームを前記被検体に照射することにより、第2の超音波データを生成し、前記第1の超音波データと前記第2の超音波データとに基づいて弾性画像を生成する超音波画像生成部とを備える。

Description

超音波診断装置及び超音波画像生成方法
　本発明は、超音波診断装置に関し、特に、4D超音波画像を構築する超音波診断装置に関する。
　従来の超音波診断装置は、超音波探触子により被検体内部に超音波を送信し、被検体内の生体組織構造に応じた超音波の反射エコー信号を受信し、被検体の断面を断層画像としてモノクロ(白黒)で画像化する。
　また、従来の超音波診断装置は、超音波探触子を機械的に往復動作させて、同区間で異なる時間に取得された2つの画像フレームを比較することにより生体組織の変位を算出し、生体組織の弾性情報(例えば、硬さ情報や歪み情報など)を弾性画像として画像化する。また、従来の超音波診断装置は、断層画像と弾性画像を交互にスキャンし、断層画像と弾性画像を重ね合わせて表示する(例えば、特許文献1参照)。
　また、従来の超音波診断装置は、3次元弾性画像を構築するときに、被検体の組織に加わる圧力が同等な状態で生成された複数の弾性画像を選択し、選択された複数の弾性画像を合成して3次元弾性画像を構築したり、相関係数が高い画像フレームのみで3次元弾性画像を構築したりする(例えば、特許文献2参照)。
　また、従来の超音波診断装置は、3次元画像(立体画像)をリアルタイムで表示して、4D超音波画像を生成する。
特開2004-141505号公報 特開2008-259555号公報
　しかしながら、従来の超音波診断装置は、動き(圧迫による手振れ又は体動など)の影響を受けやすい。特に、超音波探触子を機械的に往復動作させるときに超音波画像の取得位置がずれたり、超音波探触子の往復時間によって2つの画像フレーム間の時間差が大きくなったりするので、従来の超音波診断装置では、4Dシステム(3次元画像を随時更新してリアルタイムに表示する画像生成システム)によって、動きに強い4D超音波画像を構築することは困難であった。また、従来の超音波診断装置では、探触子に配列された複数のトランスデューサが配列方向に沿って順次振動して超音波ビームを発生させるので、断層画像又は弾性画像を取得するために時間がかかり、高いフレームレート又は高いボリュームレートで4D超音波画像を構築することは困難であった。
　そこで、本発明は、高いフレームレート又は高いボリュームレートで超音波画像(例えば、4D超音波画像)を構築できる超音波診断装置を提供することを目的とする。
　本発明の超音波診断装置は、超音波探触子に配列され、同時に振動して超音波ビームを被検体に照射する複数のトランスデューサと、前記複数のトランスデューサが同時に振動して第1の超音波ビームを前記被検体に照射することにより、第1の超音波データを生成し、前記複数のトランスデューサが同時に振動して第2の超音波ビームを前記被検体に照射することにより、第2の超音波データを生成し、前記第1の超音波データと前記第2の超音波データとに基づいて弾性画像を生成する超音波画像生成部とを備える。
　この構成によれば、複数のトランスデューサが同時に振動して超音波ビームを被検体に照射することにより、1回の超音波ビームの照射で、被検体の断面の超音波データが生成されるので、フレームレート(又はボリュームレート)が向上し、高いフレームレート又は高いボリュームレートで弾性画像を構築することができる。
　本発明は、複数のトランスデューサが同時に振動して超音波ビームを被検体に照射することにより、1回の超音波ビームの照射で、被検体の断面の超音波データが生成されるので、フレームレート(又はボリュームレート)が向上することができる超音波診断装置を提供する。
本発明の実施の形態の超音波診断装置を示す図 平面波の送受信について示す図 超音波探触子の往復動作によってボリュームデータ(超音波データ)を生成することを示す図 複数のトランスデューサが順次振動する場合と、同時に振動する場合とを示す図 複数のトランスデューサが順次振動する場合と同時に振動する場合について、往動作と復動作で比較する図 ボリュームデータの相関演算の演算間隔を説明する図 フレームデータ取得シーケンスにおける、複数のトランスデューサの順次送信及び同時送信を説明する図 断層画像(白黒画像)、弾性画像(エラストグラフィー)、及びドップラー画像を交互に取得することを説明する図 3次元方向(x，y，z)の変位に基づいて弾性画像を生成する場合について説明する図
　以下、本発明の実施の形態の超音波診断装置について、図面を用いて説明する。
　本発明の実施の形態の超音波診断装置100を図1に示す。図1に示すように、超音波診断装置100は、被検体101に当接させて用いる超音波探触子102と、超音波探触子102を介して被検体101に一定の時間間隔をおいて超音波を繰り返し送信させる送信部105と、被検体101から反射した反射エコー信号を受信する受信部106と、送信部105と受信部106を制御する超音波送受信制御部107と、受信部106で受信された反射エコーを一時的に記憶するデータ記憶部111と、データ記憶部111から各々の受信ビームを形成するために整相加算する整相加算部108と、整相加算部108で生成されたRF信号フレームデータ(超音波データ)を記憶するRF保存・選択部109と、RF保存・選択部109に記憶されるRF信号フレームデータに基づいて超音波画像を生成する超音波画像生成部150と、超音波画像生成部150により生成される超音波画像を表示する表示部120とを備える。また、超音波診断装置100は、各構成要素を制御する制御部103と、制御部103に各種入力を行なう操作部104とを備える。操作部104は、キーボードやトラックボールなどを含む。
　超音波探触子102には、複数のトランスデューサ122(振動子)が配列されている。超音波探触子102は、複数のトランスデューサ122を介して被検体101に超音波を送受信する機能を有している。超音波探触子102は、矩形又は扇形をなす複数のトランスデューサ122を含む。超音波探触子102は、複数のトランスデューサ122の配列の方向xと直交する方向(短軸方向)に機械的に往復動作する。超音波探触子102が機械的に移動することにより、複数のトランスデューサ122が機械的に往復動作することで、超音波が3次元に送受信される。
　超音波探触子102に配列される複数のトランスデューサ122は、同時に振動して超音波ビームを被検体101に照射する。また、複数のトランスデューサ122は、配列の方向xに順次振動して超音波ビームを被検体101に照射することも可能である。
　送信部105は、超音波探触子102の複数のトランスデューサ122を駆動して超音波を発生させるための送波パルスを生成する。送信部105は、送信される超音波の収束点を所定の深さに設定する機能や平面波を発生させる機能有している。また、受信部106は、超音波探触子102で受信した反射エコー信号を所定のゲインで増幅して、RF信号(すなわち、受信信号)生成するものである。超音波送受信制御部107は、送信部105や受信部106を制御する。
　整相加算部108は、受信部106で増幅されたRF信号の位相を制御し、1点又は複数点の収束点に対し超音波ビームを形成して、RF信号フレームデータ(RAWデータに相当する)を生成する。
　さらに、超音波画像生成部150は、2次元断層画像構成部113と、断層ボリュームデータ生成部114と、3次元断層画像構成部115と、2次元弾性画像構成部116と、弾性ボリュームデータ生成部117と、3次元弾性画像構成部118と、合成処理部119とを備える。
　2次元断層画像構成部113は、RF保存・選択部109に記憶されるRF信号フレームデータに基づいて、2次元断層画像(超音波画像)を構成する。断層ボリュームデータ生成部114は、2次元断層画像構成部113で構成された2次元断層画像に基づき、2次元断層画像の取得位置に従って3次元座標変換を行ない、断層ボリュームデータ(超音波データ)を生成する。3次元断層画像構成部115は、断層ボリュームデータの輝度と不透明度に基づいてボリュームレンダリングを行ない、3次元断層画像(超音波画像)を構成する。
　2次元弾性画像構成部116は、RF保存・選択部109に記憶された複数のRF信号フレームデータに基づいて、2次元弾性画像(超音波画像)を構成する。弾性ボリュームデータ生成部117は、2次元弾性画像構成部116で構成される2次元弾性画像に基づき、2次元弾性画像の取得位置に従って3次元座標変換を行ない、弾性ボリュームデータ(超音波データ)を生成する。3次元弾性画像構成部118は、弾性ボリュームデータの弾性値と不透明度に基づいてボリュームレンダリングを行い、3次元弾性画像(超音波画像)を構成する。
　合成処理部119は、2次元断層画像と2次元弾性画像とを合成したり、3次元断層画像と3次元弾性画像とを合成したりする。表示部120は、合成処理部119で合成された合成画像や2次元断層画像など(超音波画像)を表示する。
　次に、超音波画像生成部150の具体的な動作について説明する。2次元断層画像構成部113は、制御部103における設定条件に基づいて、RF保存・選択部109から出力されるRF信号フレームデータを入力して、ゲイン補正、ログ圧縮、輪郭強調、及びフィルタ処理などの信号処理を行ない、2次元断層画像を構成する。超音波探触子102は、超音波の送受信と同時に送受信方向(θ，φ)を計測することができ、断層ボリュームデータ生成部114は、2次元断層画像の取得位置に相当する送受信方向(θ，φ)に従うことによって、複数の2次元断層画像に基づいて3次元変換を行ない、断層ボリュームデータを生成する。
　3次元断層画像構成部115は、断層ボリュームデータから3次元断層画像を構成する。3次元断層画像構成部115は、式(1)～(3)を用いてボリュームレンダリングを行なう。
　Cout(i) = Cout(i-1)＋(1-Aout(i-1))・A(i)・C(i)・S(i)・・・・・(1)
　Aout(i) = Aout(i-1)＋(1-Aout(i-1))・A(i)　　　　　　・・・・・(2)
　A(i) = Opacity[C(i)]　　　　　　　　　　　　　　　　・・・・・(3)
　ここで、C(i)は、作成される2次元投影面上の所定の点から3次元断層画像を見た場合に、視線上i番目に存在するボクセルの輝度値である。Cout(i)は、出力されるピクセル値である。例えば、視線上にNボクセルの輝度値が並んだとき、I＝0～(N-1)までを積算した輝度値Cout(N-1)が、最終的に出力されるピクセル値となる。Cout(i-1)は、i-1番目までの積算値を示す。
　また、A(i)は、視線上i番目に存在する輝度値の不透明度であり、式(3)に示すように、0～1.0の値をとる断層不透明度テーブル(断層オパシティテーブル)である。断層不透明度テーブルは、輝度値から不透明度を参照することによって、出力する2次元投影面(3次元断層画像)上への寄与率を決定する。
　S(i)は、輝度C(i)とその周辺の画素値より求めた勾配より算定される陰影付けのための重み成分で、例えば、光源とボクセルiを中心とした面の法線が一致する場合には、最も強く反射するため1.0が与えられ、光源と法線が直交する場合には、0.0が与えられるなど、S(i)は陰影の強調効果を指し示す。
　Cout(i)及びAout(i)は、ともに0を初期値としている。式(2)に示すように、Aout(i)は、ボクセルを通過するたびに積算され、1.0に収束する。したがって、式(1)に示すように、(i-1)番目までの不透明度の積算値Aout(i-1)が約1.0となった場合、i番目以降の輝度値C(i)は、出力画像に反映されない。
　2次元弾性画像構成部116は、RF保存・選択部109に記憶された複数のRF信号フレームデータ(超音波データ)から変位を計測する。そして、2次元弾性画像構成部116は、計測した変位に基づいて弾性値を演算し、2次元弾性画像を構成する。すなわち、超音波探触子102の複数のトランスデューサ122が同時に振動して第1の超音波ビームを被検体101に照射することにより、第1の超音波データが生成され、トランスデューサ122が同時に振動して第2の超音波ビームを被検体101に照射することにより、第2の超音波データが生成され、2次元弾性画像構成部116は、第1の超音波データと第2の超音波データとを比較することにより、被検体101の変位に基づいて弾性値を演算し、弾性画像(超音波画像)を生成する。弾性値は、歪み、弾性率、変位、粘性、硬さ、及び歪み比などの弾性情報のうち少なくとも1つを含む。
　弾性ボリュームデータ生成部117は、2次元弾性画像の取得位置に相当する送受信方向(θ，φ)に従って、複数の2次元弾性画像に基づいて3次元変換を行ない、弾性ボリュームデータ(超音波データ)を生成する。3次元弾性画像構成部118は、弾性値に従うことによって弾性ボリュームデータ(超音波データ)に基づいてボリュームレンダリングを行ない、3次元弾性画像(超音波画像)を構成する。
　次に、複数のトランスデューサ122が同時に振動して、平面波である超音波ビームを発生させる場合について説明する。図2は、平面波の送受信について示す図である。図2(a)は、平面波の送信について示す図である。例えば、超音波探触子102の各トランスデューサ122から同程度の強度の音波を同時に発生させることで、超音波探触子102の表面と平行な平面波を発生させることが可能である。複数のトランスデューサ122が同時に振動して平面波(超音波ビーム)を被検体101に照射することにより、1回の平面波(超音波ビーム)の照射で、被検体101の断面のRF信号フレームデータ(超音波データ)が生成されるので、複数のトランスデューサが配列の方向xに順次振動して超音波ビームを被検体101に照射する超音波診断装置と比べて、フレームレート(又はボリュームレート)が向上し、フレームレートの場合はフレームレートが約1000～10000［fps］となる。
　図2(b)は、平面波の受信について示す図である。図2(b)に示すように、開口時間内において、各トランスデューサ122が反射信号を受信することで、画像化領域内の各時間位置において、被検体101内の組織から反射される反射信号が得られる。画像化領域内の反射信号のデータは、データ記憶部111に記憶される。図2(c)に示すように、反射信号のデータは、受信整相されることにより、画像化領域内に複数のビームラインを形成することが可能となる。所定の場所で発せられた音が球面上に広がることを想定し、その広がり方によって各トランスデューサ122に信号が到達する時間の遅れを整相加算部108の遅延回路で補正することで、受信整相が行われる。
　このように、複数のトランスデューサ122は、超音波探触子102に配列され、同時に振動して超音波ビームを被検体101に照射する。そして、超音波画像生成部150は、超音波探触子102が移動するときに取得された超音波データに基づいて3次元超音波画像(3次元断層画像、3次元弾性画像など)を生成する。
　次に、機械駆動の超音波探触子102(例えば、4Dプローブ)を用いた超音波画像(例えば、4D弾性画像)の取得について説明する。図3は、超音波探触子102の往復動作によってボリュームデータ(超音波データ)を生成することを示す図である。図3(a)に示すように、超音波探触子102の往動作M1によって、最初に0番目(偶数番目)の偶数ボリュームデータ(第1の超音波データ)が生成される。そして、超音波探触子102の復動作M2によって、次に1番目(奇数番目)の奇数ボリュームデータ(第2の超音波データ)が生成される。そして、超音波探触子102の往動作M1によって、2番目(偶数番目)の偶数ボリュームデータが生成される。超音波探触子102の往復動作M1、M2が繰り返されることで、偶数ボリュームデータ(第1の超音波データ)及び奇数ボリュームデータ(第2の超音波データ)が生成される。
　2次元断層画像構成部113によって生成される2次元断層画像(超音波画像)Ve(0)～Ve(50)～Ve(m)及びVo(0)～Vo(50)～Vo(m)を、断層ボリュームデータ生成部114が、2次元断層画像の取得位置に従って3次元座標変換を行ない、断層ボリュームデータ(超音波データ)を生成することで、偶数ボリュームデータ(第1の超音波データ)及び奇数ボリュームデータ(第2の超音波データ)が生成される。
　図3(b)及び(c)は、超音波探触子102の移動に従って、複数のトランスデューサ122が同時に振動して超音波ビームを照射することを示す図である。図3(b)及び(c)に示すように、複数のトランスデューサT(0)～T(n)の配列の方向xと直交する方向z(短軸方向)に、超音波探触子102が機械的に往復動作することで、超音波探触子102の往復動作M1、M2のスキャンシーケンスが行われる。図3(b)は、往スイング(往動作)のスキャンシーケンスであり、図3(c)は、復スイング(復動作)のスキャンシーケンスである。
　具体的には、超音波探触子102に配列され、同時に振動して超音波ビームを被検体に照射する複数のトランスデューサと、複数のトランスデューサが同時に振動して第1の超音波ビームを被検体101に照射することにより、第1の超音波データを生成し、複数のトランスデューサが同時に振動して第2の超音波ビームを被検体101に照射することにより、第2の超音波データを生成し、第1の超音波データと第2の超音波データとに基づいて弾性画像を生成する超音波画像生成部150とを備える。また、超音波探触子102に配列される複数のトランスデューサが同時に振動することによって照射される超音波ビームを被検体101に照射し、複数のトランスデューサが同時に振動して第1の超音波ビームを被検体101に照射することにより、第1の超音波データを生成し、複数のトランスデューサが同時に振動して第2の超音波ビームを被検体101に照射することにより、第2の超音波データを生成し、第1の超音波データと第2の超音波データとに基づいて超音波画像を生成する。
　この場合、複数のトランスデューサ122が同時に振動して超音波ビームを照射することにより、1回の平面波(超音波ビーム)の照射で、被検体101の断面のRF信号フレームデータ(超音波データ)が生成されるので、複数のトランスデューサが配列の方向xに順次振動して超音波ビームを被検体101に照射する超音波診断装置と比べて、フレームレート(又はボリュームレート)が向上する。フレームレート(又はボリュームレート)が向上することで、4Dシステムにおいて、動きに強い4D超音波画像(4D弾性画像)を構築することが可能となる。
　超音波探触子102の複数のトランスデューサは往復動作を行い、超音波画像生成部150は、往動作のときに生成される第1の超音波データと、往動作の直後の復動作のときに生成される第2の超音波データとに基づいて弾性画像を生成する。この構成によれば、往動作と往動作直後の復動作のときに得られる超音波データに基づいて弾性画像を生成することができるので、相関演算の演算間隔を小さくすることができ、動きに強い超音波画像(例えば、4D弾性画像)を構築することが可能となる。
　超音波探触子102に配列され、同時に振動して超音波ビームを被検体101に照射する複数のトランスデューサと、複数のトランスデューサが移動するときに取得された超音波データに基づいて3次元超音波画像を生成する超音波画像生成部150とを備える。
　この構成によれば、複数のトランスデューサが同時に振動して超音波ビームを被検体101に照射することにより、1回の超音波ビームの照射で、被検体101の断面の超音波データが生成されるので、フレームレート(又はボリュームレート)が向上し、動きに強く、高いフレームレート又は高いボリュームレートで超音波画像(断層画像、弾性画像、ドップラー画像など)を構築することができる。
　また、複数のトランスデューサは、平面波を発生させる。この構成によれば、複数のトランスデューサが同時に振動して超音波ビームを被検体101に照射することにより、平面波を発生させることができ、1回の超音波ビームの照射で、被検体101の断面の超音波データを生成することができる。
　図4は、複数のトランスデューサ122が順次振動して超音波ビームを照射する場合と、複数のトランスデューサ122が同時に振動して超音波ビームを照射する場合とを示す図である。図4(a)に示すように、超音波探触子102は、往動作M1に従って短軸方向zに移動する。超音波探触子102が短軸方向zに移動するとともに、配列方向xに配列される複数のトランスデューサT(0)～T(n)が順次振動する。トランスデューサから送信されるパルスの繰り返し周波数をPRF(Pulse Repetition  Frequency)とすると、PRFの周期(パルス繰り返し周期)は、1／PRF＝PRT(Pulse  Repetition Time)となる。つまり、1つのトランスデューサが振動してパルスを送信するためには、“1／PRF”の時間が必要となる。
　したがって、複数のトランスデューサT(0)～T(n)が順次振動してパルスを送信し、1つの断面(例えば、断面S(0))のRF信号フレームデータを生成するためには、“(1／PRF)＊(n＋1)”の時間が必要となる。さらに、スキャンシーケンスにおいて、複数の断面S(0)～S(m)の2次元断層画像(超音波画像)Ve(0)～Ve(m)を取得するためには、“(1／PRF)＊(n＋1)＊(m＋1)”の時間が必要となる。図4(a)では、複数の断面S(0)～S(4)の2次元断層画像(超音波画像)Ve(0)～Ve(4)を取得するためには、“(1／PRF)＊(n＋1)＊5”の時間が必要となる。
　一方、図4(b)に示すように、超音波探触子102は、往動作M1に従って短軸方向zに移動するとともに、配列方向xに配列される複数のトランスデューサT(0)～T(n)が同時に振動する。この場合、複数のトランスデューサT(0)～T(n)が同時に振動してパルスを送信し、1回の平面波(超音波ビーム)の照射で、断面(例えば、断面s(0))のRF信号フレームデータ(超音波データ)が生成される。したがって、1つの断面(例えば、断面s(0))のRF信号フレームデータを生成するためには、“1／PRF”の時間が必要となる。さらに、スキャンシーケンスにおいて、複数の断面S(0)～S(m)の2次元断層画像(超音波画像)Ve(0)～Ve(m)を取得するためには、“(1／PRF)＊(m＋1)”の時間が必要となる。図4(b)では、複数の断面s(0)～s(4)の2次元断層画像(超音波画像)Ve(0)～Ve(4)を取得するためには、“(1／PRF)＊5”の時間が必要となる。
　以上のように、複数のトランスデューサ122が同時に振動する場合は、順次振動する場合に比べて、フレームレート(又はボリュームレート)が(n＋1)倍に向上する。
　次に、超音波データの相関係数に基づいて弾性画像を生成する場合について、図4乃至図6を用いて説明する。超音波探触子102は往復動作M1、M2を行う。超音波画像生成部150は、超音波探触子102の往動作M1のときに生成される第1の超音波データ(偶数ボリュームデータ)と、往動作M1の直後の復動作M2のときに生成される第2の超音波データ(奇数ボリュームデータ)との相関係数に基づいて弾性画像を生成する。
　図4に示すように、スキャンシーケンスにおいて、超音波探触子102は、スイング方向(短軸方向z)に一定速度で移動する。このため、図4(a)に示すように、複数のトランスデューサ122が順次振動して超音波ビームを照射する場合は、複数のトランスデューサ122の配列方向xに対して斜め方向の断面S(0)～S(4)に超音波ビームが照射される。
　図4(a)は、超音波探触子102の往動作M1について説明する図である。図4(a)に示すように、往動作M1中に複数のトランスデューサ122が順次振動するので、配列方向xに対して、スイング方向(往動作M1方向)に傾いた断面S(0)～S(4)に超音波ビームが照射される。一方、超音波探触子102の復動作M2の場合は、図5(c)に示すように、復動作M2中に複数のトランスデューサ122が順次振動するので、配列方向xに対して、スイング方向(復動作M2方向)に傾いた断面S(0)～S(4)に超音波ビームが照射される。
　したがって、図5(a)及び(c)に示すように、復動作M2の場合、配列方向xに対する断面Sの角度が、往動作M1の場合と異なるので、超音波画像の取得位置がずれる。つまり、往動作M1の超音波画像取得位置と復動作M2の超音波画像取得位置が異なる。よって、図6(a)に示すように、複数のトランスデューサ122が順次振動して超音波ビームを照射する場合は、往動作M1で生成される偶数ボリュームデータV0(第1の超音波データ)と復動作M2で生成される奇数ボリュームデータV1(第2の超音波データ)とを比較する代わりに、往動作M1で生成される複数の偶数ボリュームデータV0、V2(RFボリュームデータ)を比較することにより、相関係数に基づいて弾性画像V4(弾性ボリューム画像)が生成される。
　または、復動作M2で生成される複数の奇数ボリュームデータV1、V3(RFボリュームデータ)を比較することにより、相関係数に基づいて弾性画像V5(弾性ボリューム画像)が生成される。
　一方、図5(b)及び(d)に示すように、複数のトランスデューサ122が同時に振動して超音波ビームを照射する場合は、配列方向xに対する断面Sの角度が一定であり、超音波画像の取得位置がずれないので、往動作M1の超音波画像取得位置と復動作M2の超音波画像取得位置が同じである。よって、図6(b)に示すように、往動作M1で生成される偶数ボリュームデータV0(第1の超音波データ)と復動作M2で生成される奇数ボリュームデータV1(第2の超音波データ)とを比較することにより、相関係数に基づいて弾性画像V4(弾性ボリューム画像)が生成される。また、奇数ボリュームデータV1(RFボリュームデータ)と偶数ボリュームデータV2(RFボリュームデータ)とを比較することにより、相関係数に基づいて弾性画像V5(弾性ボリューム画像)が生成される。さらに、偶数ボリュームデータV2(RFボリュームデータ)と奇数ボリュームデータV3(RFボリュームデータ)とを比較することにより、相関係数に基づいて弾性画像V6(弾性ボリューム画像)が生成される。
　このように、超音波画像生成部150は、超音波探触子102の往動作M1のときに生成される第1の超音波データ(偶数ボリュームデータ)と、往動作M1の直後の復動作M2のときに生成される第2の超音波データ(奇数ボリュームデータ)との相関係数に基づいて弾性画像を生成する。
　なお、超音波探触子102の複数のトランスデューサは往復動作を行い、超音波画像生成部150は、往復動作のときに生成される第1の超音波データと、往復動作と同じ動作のときに生成される第2の超音波データとに基づいて弾性画像を生成することもできる。
　例えば、超音波画像生成部150は、往動作のときに生成される第1の超音波データと、往動作のときに生成される第2の超音波データとに基づいて弾性画像を生成することもできる。また、超音波画像生成部150は、復動作のときに生成される第1の超音波データと、復動作のときに生成される第2の超音波データとに基づいて弾性画像を生成することもできる。第2の超音波データは、往動作又は復動作のときに、第1の超音波データの次に超音波ビームが照射されて生成された超音波データである。つまり、第1の超音波データと第2の超音波データは隣接する断面の超音波データである。第1の超音波データをVe(n)とすると第2の超音波データはVe(n＋1)である。
　図6に示すように、複数のトランスデューサ122が順次振動して超音波ビームを照射する場合は、1つのRFボリュームデータを超えて相関演算を行うため、演算間隔が大きくなる。
　一方、複数のトランスデューサ122が同時に振動して超音波ビームを照射する場合は、隣のRFボリュームデータで相関演算を行うため、複数のトランスデューサ122が順次振動する場合と比べて、演算間隔が小さくなる。
　したがって、相関演算の演算間隔が小さくなることで、4Dシステムにおいて、動きに強い超音波画像(例えば、4D弾性画像)を構築することが可能となる。また、相関演算の演算間隔が小さくなることで、組織の変動量を少なくできるため、動き(圧迫による手振れ又は体動など)による断面のずれを低減することができる。
　また、図4に示すように、複数のトランスデューサ122が同時に振動する場合は、順次振動する場合に比べて、フレームレート(又はボリュームレート)が(n＋1)倍に向上する。
　次に、ボリュームデータ(超音波データ)を構成する際のフレームデータ取得シーケンスについて、図7を用いて説明する。図7(a)に示すように、スキャンシーケンスにおいて、複数のトランスデューサT(0)～T(n)が順次振動する場合、1つの断面のRF信号フレームデータを取得するためには、“(1／PRF)＊(n＋1)”の時間が必要となる。一方、図7(b)複数のトランスデューサT(0)～T(n)が同時に振動する場合、1つの断面のRF信号フレームデータを取得するためには、“(1／PRF)”の時間が必要となる。したがって、1回の平面波(超音波ビーム)の照射で、断面のRF信号フレームデータ(超音波データ)が生成される場合は、短時間でフレームデータ及びボリュームデータを取得することが可能となり、フレームレート及びボリュームレートを大きく向上させることが可能となるので、3次元画像を随時更新してリアルタイムに表示する画像生成システムによって、動きに強い4D超音波画像を構築することができる。
　このように、2次元断層画像構成部113が、RF保存・選択部109に記憶されるRF信号フレームデータに基づいて、2次元断層画像(超音波画像)を構成する場合のフレームレートが向上する。したがって、断層ボリュームデータ生成部114が、2次元断層画像構成部113で構成された2次元断層画像に基づき、2次元断層画像の取得位置に従って3次元座標変換を行ない、断層ボリュームデータ(超音波データ)を生成する場合のボリュームレートが向上する。また、3次元断層画像構成部115が、断層ボリュームデータの輝度と不透明度に基づいてボリュームレンダリングを行ない、3次元断層画像(超音波画像)を構成する場合のボリュームレートが向上する。
　また、2次元弾性画像構成部116が、RF保存・選択部109に記憶された複数のRF信号フレームデータに基づいて、2次元弾性画像(超音波画像)を構成する場合のフレームレートが向上する。したがって、弾性ボリュームデータ生成部117が、2次元弾性画像構成部116で構成される2次元弾性画像に基づき、2次元弾性画像の取得位置に従って3次元座標変換を行ない、弾性ボリュームデータ(超音波データ)を生成する場合のボリュームレートが向上する。また、3次元弾性画像構成部118が、弾性ボリュームデータの弾性値と不透明度に基づいてボリュームレンダリングを行い、3次元弾性画像(超音波画像)を構成する場合のボリュームレートが向上する。
　さらに、合成処理部119が、2次元断層画像と2次元弾性画像とを合成したり、3次元断層画像と3次元弾性画像とを合成したりする時間が短縮される。
　以上、本発明にかかる実施の形態について説明したが、本発明はこれらに限定されるものではなく、請求項に記載された範囲内において変更・変形することが可能である。
例えば、図8に示すように、断層画像(白黒画像)、弾性画像(エラストグラフィー)、及びドップラー画像(カラードップラー画像)から選択された少なくとも1つの超音波画像を取得する場合は、複数のトランスデューサ122が同時に振動して超音波ビームを被検体101に照射し、選択されなかった超音波画像を取得する場合は、複数のトランスデューサ122が配列の方向xに順次振動して超音波ビームを被検体101に照射してもよい。この構成によれば、選択された超音波画像については、1回の超音波ビームの照射で、被検体の断面の超音波データが生成されるので、フレームレート(又はボリュームレート)が向上し、動きに強く、高いフレームレート又は高いボリュームレートで超音波画像を構築することができ、選択されなかった超音波画像については、超音波ビームをフォーカスして超音波画像を構築することができる。
　図8(a)は、複数のトランスデューサT(0)～T(n)が順次振動して、断層画像のための断層フレームデータ(RF信号フレームデータ)と弾性画像のための弾性フレームデータ(RF信号フレームデータ)とを交互に取得することを示す図である。図8(a)に示すように、1つの断面のRF信号フレームデータ(断層フレームデータ及び弾性フレームデータ)を取得するためには、複数のトランスデューサT(0)～T(n)が順次振動する場合、“(1／PRF)＊(n＋1)”の時間が必要となる。この場合、断層ボリューム画像及び弾性ボリューム画像の両方を構築することができるが、断層ボリューム画像及び弾性ボリューム画像ののうちの何れか1つのボリューム画像を構築する場合と比べて、時間が2倍かかり、ボリュームレートが半分になる。
　図8(b)は、複数のトランスデューサT(0)～T(n)が順次振動して、断層画像のための断層フレームデータ(RF信号フレームデータ)を取得し、複数のトランスデューサT(0)～T(n)が同時に振動して、弾性画像のための弾性フレームデータ(RF信号フレームデータ)を取得することを示す図である。この場合、複数のトランスデューサ122は、同時に振動して照射される超音波ビームと配列方向xに順次振動して照射される超音波ビームとを、被検体101に交互に照射する。この構成によれば、フレームレート及びボリュームレートを向上させることができるので、断層画像、弾性画像、及びドップラー画像を交互にスキャンし、断層画像、弾性画像、及びドップラー画像を重ね合わせて表示させることができ、4Dシステムでリアルタイムに断層情報、弾性情報、及び血流情報を同時に表示させることができる。なお、同時に振動して照射される超音波ビームと順次振動して照射される超音波ビームは、1回の超音波ビームごとに交互に切り替わってもよいし、複数回の超音波ビームごとに交互に切り替わってもよい。
　図8(b)に示すように、1つの断面の断層フレームデータを取得するためには、“(1／PRF)＊(n＋1)”の時間が必要となる。一方、1つの断面の弾性フレームデータを取得するためには、“1／PRF”の時間が必要となる。この場合、断層ボリューム画像及び弾性ボリューム画像の両方を構築する場合と比べて、スキャン時間が短縮され、ボリュームレートが向上する。また、超音波ビームをフォーカス(多段フォーカスを含む)して断層画像(超音波画像)を取得したい場合は、複数のトランスデューサT(0)～T(n)を順次振動させて、断層フレームデータ(RF信号フレームデータ)を取得することができる。つまり、断層画像、弾性画像、及びドップラー画像から選択された少なくとも1つの超音波画像のうち、超音波ビームをフォーカスして超音波画像を取得する場合は、複数のトランスデューサ122を順次振動させて、超音波データ(RF信号フレームデータ)を取得することができる。
　また、弾性画像又はドップラー画像を取得する場合は、超音波探触子102が移動するときに、複数のトランスデューサ122が同時に振動して超音波ビームを被検体101に照射し、断層画像を取得する場合は、超音波探触子102が移動するときに、複数のトランスデューサ122が配列の方向xに順次振動して超音波ビームを被検体101に照射してもよい。この構成によれば、断層画像、弾性画像、及びドップラー画像を構築する場合と比べて、スキャン時間が短縮され、ボリュームレートが向上し、断層画像(超音波画像)を取得する場合は、超音波ビームをフォーカスして、断層フレームデータを取得することができる。
　図8(c)は、複数のトランスデューサT(0)～T(n)が同時に振動して、弾性画像のための弾性フレームデータ及びドップラー画像のためのドップラーデータ(超音波データ)を取得することを示す図である。
　従来の超音波診断装置では、フレームレート及びボリュームレートが低下するという理由により、3つ以上の超音波画像を同時に用いて、複数の診断に適用可能な観察モードを4Dシステムで表示することは困難であった。本実施の形態では、フレームレート及びボリュームレートを向上させることができるので、3つ以上の超音波画像(例えば、断層画像、弾性画像、及び血流画像)を、4Dシステムにより同時に表示することも可能となる。
　図8(c)に示すように、超音波ビームをフォーカスして断層画像を取得する場合は、複数のトランスデューサ122を順次振動させて、断層フレームデータ(RF信号フレームデータ)を取得することができる。また、超音波ビームのフォーカスを必要としない弾性画像及び血流画像(ドップラー画像)を取得する場合は、複数のトランスデューサ122を同時に振動させて、平面波を発生させ、弾性フレームデータ及び血流フレームデータを取得することができる。この結果、形態情報(断層情報)を維持しつつ、機能情報(弾性情報及び血流情報)の表示を1回のスキャンで行うことができる。
　なお、血流画像を取得するためには、通常8～10程度のアンサンブル(ensemble)情報を必要とするので、複数のトランスデューサ122を順次振動させる場合はフレームレート及びボリュームレートが低下することから、特に4Dシステムを用いて血流画像を取得することは困難であった。本実施の形態では、フレームレート及びボリュームレートを向上させることができるので、通常8～10程度のensemble情報を必要とする場合であっても、4Dシステムでリアルタイムに血流情報の表示が可能となり、例えば、腫瘍の硬さ(弾性情報)の3次元分布をリアルタイムに表示させるとともに、腫瘍に流入する血流が定常性であるか拍動性であるかの血流情報を同時に表示させることができるようになり、付加価値の高い超音波診断装置を提供することができる。
　上記の実施の形態において、第1の超音波データは偶数ボリュームデータに限られず、第2の超音波データは奇数ボリュームデータに限られない。例えば、2次元弾性画像構成部116が、RF保存・選択部109に記憶された複数のRF信号フレームデータに基づいて、2次元弾性画像(超音波画像)を構成する場合は、同じ断面位置において異なる時間に取得されたRF信号フレームデータを、第1の超音波データ及び第2の超音波データとしてもよい。つまり、第1の超音波データ及び第2の超音波データは、ボリュームデータに限らず、フレームデータであってもよい。
　また、第1の超音波データ及び第2の超音波データは、同じ断面位置において取得された超音波データに限らず、異なる断面位置において取得された超音波データであってもよい。例えば、複数のトランスデューサ122は、超音波探触子102が移動するときに、複数のトランスデューサ122が同時に振動して照射される超音波ビームを、被検体101に連続して複数回(例えば、3回以上)照射し、超音波画像生成部150は、連続して複数回照射される超音波ビームに基づいて生成される超音波データ(第1の超音波データ及び第2の超音波データを含む)を比較することにより、被検体101の3次元方向(x，y，z)の変位に基づいて弾性画像を生成してもよい。
　このように、複数のトランスデューサは、同時に振動して照射される超音波ビームを、被検体101に連続して複数回照射する。この構成によれば、連続して複数回照射される超音波ビームに基づいて生成される超音波データを比較することにより、被検体の3次元方向(x，y，z)の変位に基づいて超音波画像を生成することができる。
　また、複数のトランスデューサは、複数のトランスデューサが移動するときに、複数のトランスデューサが同時に振動して照射される超音波ビームを、被検体101に連続して複数回照射し、超音波画像生成部150は、連続して複数回照射される超音波ビームに基づいて生成される超音波データに基づいて弾性画像を生成する。この構成によれば、連続して複数回照射される超音波ビームに基づいて生成される超音波データを比較することにより、被検体101の3次元方向(x，y，z)の変位に基づいて弾性画像を生成することができ、1フレーム当たりのスキャン時間が短縮されることにより、相関精度を向上させることができる。
　3次元方向(x，y，z)の変位に基づいて弾性画像を生成する場合について、図9を用いて説明する。上記の実施の形態では、2つの超音波画像を比較することにより、体動や対外的圧力による組織変位に基づいて弾性情報や弾性画像を生成する。これにより、超音波探触子102又は超音波送受信面に平行する断面の変位を計測することができる。
　つまり、トランスデューサ122の配列方向x及び配列方向xの垂直方向yに平行する断面の変位を計測することができる。これに対し、図9に示すように、複数のトランスデューサ122が同時に振動して、平面波の送受信を3回繰り返すことで、連続する弾性フレームデータ(例えば、弾性フレームデータ1a、1b、1c)を1つのセットとして取得することにより、配列方向x及び垂直方向yのみならず、短軸方向zの変位を計測することができる。複数のトランスデューサは、超音波ビームを連続して3回以上照射する。この構成によれば、連続して3回照射される超音波ビームに基づいて生成される超音波データを比較することにより、被検体の3次元方向(x，y，z)の変位に基づいて弾性画像を生成することができる。
　従来の超音波診断装置では、フレームレート及びボリュームレートが低下するという理由により、断面の超音波データ(RF信号フレームデータ)を連続して複数回取得することは困難であった。本実施の形態では、フレームレート及びボリュームレートを向上させることができるので、複数のトランスデューサ122が同時に振動して照射される超音波ビームを、被検体101に連続して複数回(例えば、3回以上)照射を繰り返して、連続する弾性フレームデータ(超音波データ)を構成することにより、短軸方向zも含めた3次元方向(x，y，z)に相関又は探索を行うことが可能となる。この結果、体動の激しい幼児や動物等を対象とする場合であっても、4Dシステムを用いて、リアルタイムに弾性画像を表示させることができる。また、平面波の送受信による1フレーム当たりのスキャン時間が短縮されることにより、相関精度を向上させることができる。
　本発明にかかる超音波診断装置は、フレームレート又はボリュームレートが向上するという効果を有し、動きに強く、高いフレームレート又は高いボリュームレートで超音波画像(例えば、4D超音波画像)を構築できる超音波診断装置として有用である。
　100　超音波診断装置、101　被検体、102　超音波探触子、103　制御部、104　操作部、105　送信部、106　受信部、107　超音波送受信制御部、108　整相加算部、109　ＲＦ保存・選択部、111　データ記憶部、113　2次元断層画像構成部、114　断層ボリュームデータ生成部、115　3次元断層画像構成部、116　2次元弾性画像構成部、117　弾性ボリュームデータ生成部、118　3次元弾性画像構成部、119　合成処理部、120　表示部、122　トランスデューサ、150　超音波画像生成部

Claims (14)

  1. 　超音波探触子に配列され、同時に振動して超音波ビームを被検体に照射する複数のトランスデューサと、
    　前記複数のトランスデューサが同時に振動して第1の超音波ビームを前記被検体に照射することにより、第1の超音波データを生成し、前記複数のトランスデューサが同時に振動して第2の超音波ビームを前記被検体に照射することにより、第2の超音波データを生成し、前記第1の超音波データと前記第2の超音波データとに基づいて弾性画像を生成する超音波画像生成部と
    　を備えることを特徴とする超音波診断装置。
  2. 　前記超音波探触子の複数のトランスデューサは往復動作を行い、
    　前記超音波画像生成部は、前記往動作のときに生成される前記第1の超音波データと、前記往動作の直後の復動作のときに生成される前記第2の超音波データとに基づいて前記弾性画像を生成することを特徴とする請求項1に記載の超音波診断装置。
  3. 　前記超音波画像生成部は、前記第1の超音波データと前記第2の超音波データに基づいて3次元超音波画像を生成する超音波画像生成部とを備えることを特徴とする請求項1に記載の超音波診断装置。
  4. 　前記複数のトランスデューサは、平面波を発生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。
  5. 　断層画像、弾性画像、及びドップラー画像から選択された少なくとも1つの超音波画像を取得する場合は、前記複数のトランスデューサが同時に振動して前記超音波ビームを前記被検体に照射し、
    　選択されなかった前記超音波画像を取得する場合は、前記複数のトランスデューサが前記配列の方向に順次振動して前記超音波ビームを前記被検体に照射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。
  6. 　弾性画像又はドップラー画像を取得する場合は、前記複数のトランスデューサが移動するときに、前記複数のトランスデューサが同時に振動して前記超音波ビームを前記被検体に照射し、
    　断層画像を取得する場合は、前記複数のトランスデューサが移動するときに、前記複数のトランスデューサが前記配列の方向に順次振動して前記超音波ビームを前記被検体に照射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。
  7. 　前記複数のトランスデューサは、同時に振動して照射される前記超音波ビームと前記配列の方向に順次振動して照射される前記超音波ビームとを、前記被検体に交互に照射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。
  8. 　前記複数のトランスデューサは、同時に振動して照射される前記超音波ビームを、前記被検体に連続して複数回照射することを特徴とする請求項1に記載の超音波診断装置。
  9. 　前記複数のトランスデューサは、前記複数のトランスデューサが移動するときに、前記複数のトランスデューサが同時に振動して照射される前記超音波ビームを、前記被検体に連続して複数回照射し、
    　前記超音波画像生成部は、連続して複数回照射される前記超音波ビームに基づいて生成される超音波データに基づいて弾性画像を生成することを特徴とする請求項1に記載の超音波診断装置。
  10. 　前記複数のトランスデューサは、前記超音波ビームを連続して3回以上照射することを特徴とする請求項9に記載の超音波診断装置。
  11. 　前記超音波探触子の複数のトランスデューサは往復動作を行い、
    　前記超音波画像生成部は、前記往復動作のときに生成される前記第1の超音波データと、前記往復動作と同じ動作のときに生成される前記第2の超音波データとに基づいて前記弾性画像を生成することを特徴とする請求項1に記載の超音波診断装置。
  12. 　記第1の超音波データと前記第2の超音波データは隣接する断面の超音波データであることを特徴とする請求項11に記載の超音波診断装置。
  13. 　前記超音波探触子に配列され、同時に振動して超音波ビームを被検体に照射する複数のトランスデューサと、
    　前記複数のトランスデューサが移動するときに取得された超音波データに基づいて3次元超音波画像を生成する超音波画像生成部と
    　を備えることを特徴とする請求項11に記載の超音波診断装置。
  14. 　超音波探触子に配列される複数のトランスデューサが同時に振動することによって照射される超音波ビームを被検体に照射し、
    　前記複数のトランスデューサが同時に振動して第1の超音波ビームを前記被検体に照射することにより、第1の超音波データを生成し、
    　前記複数のトランスデューサが同時に振動して第2の超音波ビームを前記被検体に照射することにより、第2の超音波データを生成し、
    　前記第1の超音波データと前記第2の超音波データとに基づいて超音波画像を生成することを特徴とする超音波画像生成方法。
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