JP2007117384A - Image diagnosis or treatment support apparatus and image data generation method for supporting decision of treatment result - Google Patents

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Abstract

<P>PROBLEM TO BE SOLVED: To provide image date before or after treatment for accurate decision of treatment result. <P>SOLUTION: A signal detection part 1 of image diagnosis or treatment supporting apparatus 100 detects image signal (reception signal) by performing 3D-ultrasonic scanning for the patient before and after treatment, and image data generation part 2 generates the first image data (volume data) before treatment and the second image data (volume data) after treatment based on the reception date. Area determining part 4 determines the display area based on the information of lesion part in the first image data, decision determining image data generation part 5 generates treatment result determining image data by combining 3D blood flow information before treatment in the display area of the first image data and 3D blood flow information after treatment in the display area of the second image data, and display the data on the display part 6. <P>COPYRIGHT: (C)2007,JPO&INPIT

Description

本発明は、画像診断・治療支援装置及び治療効果判定用画像データ生成方法に係り、特に、治療前及び治療後の患者に対して得られた画像データを比較あるいは合成することにより治療効果の判定を可能とする画像診断・治療支援装置及び治療効果判定用画像データ生成方法に関する。   The present invention relates to an image diagnosis / treatment support apparatus and an image data generation method for determining treatment effect, and in particular, determination of treatment effect by comparing or synthesizing image data obtained for patients before and after treatment. The present invention relates to an image diagnosis / treatment support apparatus and an image data generation method for determination of therapeutic effect.

現在、我が国における3大疾患の1つである癌疾患の死亡率は年々増加の一途にあり、この癌疾患に対する早期診断/治療が強く望まれている。例えば、肝癌は癌疾患の約10%を占め、更に増加の傾向にある。   Currently, the mortality rate of cancer diseases, which are one of the three major diseases in Japan, is increasing year by year, and early diagnosis / treatment for these cancer diseases is strongly desired. For example, liver cancer accounts for about 10% of cancer diseases and tends to increase further.

一方、超音波診断装置、MRI装置、X線CT装置等の医用画像診断装置の技術進歩は目覚しく、上述の肝癌をはじめとする各種癌疾患の早期発見に必要不可欠なものとなってきている。特に、高速回転ヘリカルスキャンと16列あるいは64列の並列検出器を組み合わせたX線CT装置による3次元撮像法や、傾斜磁場系、高周波磁場系及びRFコイル系の性能向上により高速撮像が可能となったMRI装置による3次元撮像法が実用化され、これらの3次元撮像法によって得られる3次元画像データ等の観察によりその診断能は従来の2次元撮像法と比較して著しく向上している。   On the other hand, the technical progress of medical image diagnostic apparatuses such as an ultrasonic diagnostic apparatus, MRI apparatus, and X-ray CT apparatus is remarkable and has become indispensable for the early detection of various cancer diseases including the above-mentioned liver cancer. In particular, high-speed imaging is possible by three-dimensional imaging using an X-ray CT system that combines a high-speed rotating helical scan and 16- or 64-column parallel detectors, and by improving the performance of gradient magnetic field systems, high-frequency magnetic field systems, and RF coil systems. The three-dimensional imaging method using the MRI apparatus has been put into practical use, and the diagnostic ability is remarkably improved by observing the three-dimensional image data obtained by these three-dimensional imaging methods as compared with the conventional two-dimensional imaging method. .

一方、超音波診断装置は、超音波プローブを体表に接触させるだけの簡単な操作で2次元画像データのリアルタイム観測を可能にし、更に、近年では、超音波振動素子が1次元配列された超音波プローブの機械的移動、あるいは超音波振動素子が2次元配列された所謂2次元アレイ超音波プローブにより3次元的なBモード画像データやカラードプラ(ドプラモード)画像データを生成する方法が開発されている。   On the other hand, the ultrasonic diagnostic apparatus enables real-time observation of two-dimensional image data with a simple operation by simply bringing an ultrasonic probe into contact with the body surface. A method of generating three-dimensional B-mode image data and color Doppler (Doppler mode) image data using a so-called two-dimensional array ultrasonic probe in which the ultrasonic probe is mechanically moved or two-dimensionally arranged with ultrasonic vibration elements has been developed. ing.

ところで、上述の肝癌の治療法として、(a)肝動脈内抗ガン剤注入療法、(b)肝動脈塞栓療法、(c)低侵襲治療法、(d)開腹外科手術等が一般に行われているが、近年では、手技が簡単でしかも患者への負担が少ない低侵襲治療法が特に注目されている。この低侵襲治療法には、PEIT(経皮的エタノール注入法:Percutaneous Ethanol Injection Technique)やマイクロ波穿刺焼灼法があり、これらの治療法において使用される穿刺針の患者への挿入は、リアルタイム表示される画像データの観察下にて行なわれる。   By the way, as a treatment method of the above-mentioned liver cancer, (a) hepatic artery anticancer drug injection therapy, (b) hepatic artery embolization therapy, (c) minimally invasive therapy, (d) laparotomy surgery, etc. are generally performed. However, in recent years, a minimally invasive treatment method that is simple and less burdensome on the patient has attracted particular attention. This minimally invasive treatment includes PEIT (Percutaneous Ethanol Injection Technique) and microwave puncture cauterization, and the insertion of the puncture needle used in these treatments into the patient is displayed in real time. This is performed under observation of image data.

又、最近では、焼灼治療法の一つとしてRFA(高周波焼灼法:Radio Frequency Ablation)が脚光を浴び始め、既に臨床評価が開始されている。このRFAでは単一針であるCoolTipや複数展開針のRITAが穿刺針として用いられ、腫瘍に対する穿刺針の挿入は、通常、画像データの観察下にて体表面から経皮的に行われるが、腹腔鏡(パラログラフィ)による肝表面の観察下、あるいは肝表面に配置した専用小型超音波プローブによる超音波画像データの観察下にて行われることもある。又、画像データ観察下で前立腺癌や乳癌に対して集束超音波を照射し病巣部を焼灼する体外焼灼治療法を肝癌治療へ適用するための研究も進められている。   Recently, RFA (Radio Frequency Ablation) has been in the limelight as one of the treatment methods for ablation, and clinical evaluation has already been started. In this RFA, CoolTip, which is a single needle, and RITA of multiple deployment needles are used as puncture needles, and insertion of a puncture needle into a tumor is usually performed percutaneously from the body surface under observation of image data. It may be performed under observation of the liver surface with a laparoscope (paragraphy) or under observation of ultrasonic image data with a dedicated small ultrasonic probe arranged on the liver surface. Research is also underway to apply an extracorporeal cauterization treatment method that irradiates focused ultrasound to prostate cancer or breast cancer under image data observation to cauterize the lesion.

一方、当該患者の病巣部に対して治療前に得られた画像データと治療中(治療後)に得られた超音波画像データを比較して治療効果の判定を行なう方法が提案されている(例えば、特許文献1参照。)。
特許第2530019号公報
On the other hand, a method for comparing the image data obtained before the treatment and the ultrasound image data obtained during the treatment (after treatment) for the lesion of the patient to determine the treatment effect has been proposed ( For example, see Patent Document 1.)
Japanese Patent No. 2530019

上述の特許文献1は、腫瘍や結石を有した患者の体外から衝撃波を照射して治療を行なう所謂衝撃波治療装置に関するものであり、この場合の治療効果判定は、治療前の病巣部から得られたBモード画像データと治療中の前記病巣部から得られたBモード画像データを並列表示あるいはサブトラクション表示することによって行なわれている。   Patent Document 1 described above relates to a so-called shock wave treatment apparatus that performs treatment by irradiating a shock wave from the outside of a patient having a tumor or a calculus. In this case, the therapeutic effect determination is obtained from a lesion before treatment. The B-mode image data and the B-mode image data obtained from the lesion being treated are displayed in parallel or subtraction.

このような方法を腫瘍の焼灼治療に適用した場合、焼灼前及び焼灼後における腫瘍組織の情報がBモード画像データとして画像化されるが、通常のBモード画像データでは焼灼前の腫瘍組織と焼灼中あるいは焼灼後の腫瘍組織を明確に区別して表示することは困難であり、更に、焼灼治療時の腫瘍組織における気泡の発生等に伴ない治療効果判定が不可能となる場合もある。又、X線CT装置やMRI装置等の医用画像診断装置によって得られた腫瘍組織情報を用いた場合も同様にして治療効果の判定は困難な場合が多い。   When such a method is applied to tumor ablation treatment, information on the tumor tissue before and after ablation is imaged as B-mode image data. In normal B-mode image data, the tumor tissue and ablation before ablation are used. It is difficult to clearly distinguish and display the tumor tissue during or after cauterization, and it may be impossible to determine the therapeutic effect due to the generation of bubbles in the tumor tissue during the cauterization treatment. In addition, it is often difficult to determine the therapeutic effect in the same manner when tumor tissue information obtained by a medical image diagnostic apparatus such as an X-ray CT apparatus or an MRI apparatus is used.

即ち、低侵襲治療時における治療効果の判定を治療前及び治療後に得られた画像データに基づいて行なう際、上述の理由により画像データの腫瘍組織情報に基づく正確な治療効果判定は困難なため、低侵襲治療を正確かつ安全に行なうことができないという問題点を有していた。   That is, when determining the treatment effect at the time of minimally invasive treatment based on the image data obtained before and after the treatment, it is difficult to accurately determine the treatment effect based on the tumor tissue information of the image data for the reasons described above. There has been a problem that minimally invasive treatment cannot be performed accurately and safely.

本発明は、上述の問題点に鑑みてなされたものであり、その目的は、治療前及び治療後の患者から得られた画像データを用いて治療効果の判定を行なう際、当該患者から得られた治療前の画像データにおける血流情報と治療後の画像データにおける血流情報を合成して表示することにより精度の高い治療効果判定を可能とする画像診断・治療支援装置及び治療効果判定用画像データ生成方法を提供することにある。   The present invention has been made in view of the above-described problems, and the object thereof is obtained from a patient when the treatment effect is determined using image data obtained from the patient before and after treatment. Image diagnosis / treatment support apparatus and treatment effect determination image capable of determining treatment effect with high accuracy by combining and displaying blood flow information in image data before treatment and blood flow information in image data after treatment It is to provide a data generation method.

上記課題を解決するために、請求項1に係る本発明の画像診断・治療支援装置は、画像データの生成に必要な画像信号を患者の治療対象領域から検出する信号検出手段と、治療前の前記治療対象領域から得られた画像信号に基づく第1の画像データと治療後の前記治療対象領域から得られた画像信号に基づく第2の画像データを生成する画像データ生成手段と、前記第1の画像データ及び前記第2の画像データに基づく血流情報を用いて治療効果判定用画像データを生成する効果判定用画像データ生成手段と、前記治療効果判定用画像データを表示する表示手段を備えたことを特徴としている。   In order to solve the above problems, an image diagnosis / treatment support apparatus according to claim 1 of the present invention includes a signal detection means for detecting an image signal necessary for generating image data from a treatment target region of a patient, Image data generating means for generating first image data based on an image signal obtained from the treatment target region and second image data based on an image signal obtained from the treatment target region after treatment; An effect determination image data generating means for generating treatment effect determination image data using blood flow information based on the image data and the second image data, and a display means for displaying the treatment effect determination image data. It is characterized by that.

又、請求項12に係る本発明の画像診断・治療支援装置は、患者の治療対象領域における3次元情報を収集するための制御手段と、画像データの生成に必要な画像信号を前記治療対象領域から検出する信号検出手段と、前記制御手段により治療前の前記治療対象領域から得られた画像信号に基づく第1の画像データと治療後の前記治療対象領域から得られた画像信号に基づく第2の画像データを生成する画像データ生成手段と、前記第1の画像データ及び前記第2の画像データの各々に基づいて生成した3次元画像データにおける3次元血流情報と前記第1の画像データあるいは前記第2の画像データに基づいて生成した3次元画像データにおける3次元実質臓器情報を用いて治療効果判定用画像データを生成する効果判定用画像データ生成手段と、前記治療効果判定用画像データを表示する表示手段を備えたことを特徴としている。   According to a twelfth aspect of the present invention, there is provided an image diagnosis / treatment support apparatus according to the present invention, comprising: control means for collecting three-dimensional information in a treatment target region of a patient; Signal detection means for detecting from the first image data based on the image signal obtained from the treatment target area before treatment by the control means, and second based on the image signal obtained from the treatment target area after treatment. Image data generation means for generating the image data, three-dimensional blood flow information in the three-dimensional image data generated based on each of the first image data and the second image data, and the first image data or Effect determination image data generation for generating treatment effect determination image data using three-dimensional parenchymal organ information in the three-dimensional image data generated based on the second image data And stage, is characterized by comprising a display means for displaying the therapeutic effect judgment image data.

一方、請求項13に係る本発明の治療効果判定用画像データ生成方法は、信号検出手段が、治療前の治療対象領域から画像信号を検出するステップと、画像データ生成手段が、前記画像信号に基づいて3次元血流情報及び3次元実質臓器情報の少なくとも何れかを含む第1の画像データを生成するステップと、領域設定部が、前記第1の画像データを用いて治療効果判定用画像データの表示領域を設定するステップと、前記信号検出手段が、治療後の前記治療対象領域から画像信号を検出するステップと、前記画像データ生成手段が、前記画像信号に基づいて3次元血流情報及び3次元実質臓器情報の少なくとも何れかを含む第2の画像データを生成するステップと、効果判定用画像データ生成手段が、前記第1の画像データ及び前記第2の画像データの各々における3次元血流情報と前記第1の画像データあるいは前記第2の画像データにおける3次元実質臓器情報を用い前記表示領域における治療効果判定用画像データを生成するステップを有することを特徴としている。   On the other hand, in the image data generation method for therapeutic effect determination according to the thirteenth aspect of the present invention, the signal detection unit detects the image signal from the treatment target region before the treatment, and the image data generation unit converts the image signal into the image signal. A step of generating first image data including at least one of three-dimensional blood flow information and three-dimensional parenchymal organ information, and a region setting unit using the first image data to determine therapeutic effect determination image data Setting the display area, the signal detecting means detecting an image signal from the treatment target area after treatment, and the image data generating means based on the image signal and the three-dimensional blood flow information and A step of generating second image data including at least one of the three-dimensional parenchymal organ information; and an effect determination image data generation unit including the first image data and the second image data. Generating three-dimensional blood flow information in each of the image data and three-dimensional substantial organ information in the first image data or the second image data, and generating treatment effect determination image data in the display area. It is a feature.

本発明によれば、治療前及び治療後の患者から得られた画像データを用いて治療効果の判定を行なう際、当該患者から得られた治療前の画像データにおける血流情報と治療後の画像データにおける血流情報を合成して表示することにより治療効果を正確に判定することができる。このため、治療における安全性が向上し、治療効率が改善される。   According to the present invention, when determining the treatment effect using image data obtained from a patient before and after treatment, blood flow information and image after treatment in the image data before treatment obtained from the patient. By combining and displaying blood flow information in the data, the therapeutic effect can be accurately determined. For this reason, safety in treatment is improved and treatment efficiency is improved.

以下、図面を参照して本発明の実施例を説明する。   Embodiments of the present invention will be described below with reference to the drawings.

肝臓癌(特に原発性肝癌)等の腫瘍においては、通常、癌組織を養うための栄養血管(腫瘍血管)が腫瘍を覆うように造成されている。従って、腫瘍の表面を走行する腫瘍血管を上述の各種撮像法によって描出することにより腫瘍に対する治療効果判定を行なうことができる。特に、超音波診断装置を用いた場合には、血液に混入した超音波造影剤の流れに起因するドプラ信号を検出することにより腫瘍血管を鮮明に描出することができる。   In tumors such as liver cancer (particularly primary liver cancer), nutritional blood vessels (tumor blood vessels) for feeding cancer tissues are usually formed so as to cover the tumor. Therefore, the therapeutic effect on the tumor can be determined by rendering the tumor blood vessels running on the surface of the tumor by the above-described various imaging methods. In particular, when an ultrasonic diagnostic apparatus is used, a tumor blood vessel can be clearly depicted by detecting a Doppler signal resulting from the flow of an ultrasonic contrast agent mixed in blood.

以下に述べる本発明の実施例では、患者の病巣部(腫瘍)に対する穿刺治療の前後において得られた3次元画像データを比較することにより治療効果の判定を行なう際、超音波造影剤が投与された治療前の当該患者に対し3次元超音波走査を行ない、実質臓器情報の収集を目的としたBモード画像データ(以下では、第1のBモードボリュームデータと呼ぶ。)及び血流情報の収集を目的としたドプラモード画像データ(以下では、第1のドプラモードボリュームデータと呼ぶ。)を第1の画像データとして生成する。そして、得られた第1の画像データに基づいて治療効果判定用画像データの表示領域を設定すると共に、第1の画像データを用いて治療前の3次元画像データを生成する。   In an embodiment of the present invention described below, an ultrasound contrast agent is administered when a therapeutic effect is determined by comparing three-dimensional image data obtained before and after a puncture treatment for a lesion (tumor) of a patient. Three-dimensional ultrasonic scanning is performed on the patient before treatment, and B-mode image data (hereinafter referred to as first B-mode volume data) and blood flow information for the purpose of collecting real organ information are collected. Is generated as first image data (hereinafter referred to as first Doppler mode volume data). Then, based on the obtained first image data, a display area for the treatment effect determination image data is set, and three-dimensional image data before treatment is generated using the first image data.

同様にして、超音波造影剤が再投与された治療後の当該患者に対し3次元超音波走査を行なって第2のBモードボリュームデータ及び第2のドプラモードボリュームデータを第2の画像データとして生成し、この第2の画像データを用いて治療後の3次元画像データを生成する。次いで、治療前の3次元画像データにおける前記表示領域の血流情報と治療後の3次元画像データにおける前記表示領域の血流情報及び実質臓器情報(腫瘍組織情報)を合成して治療効果の判定を目的とした治療効果判定用画像データを生成する。   Similarly, three-dimensional ultrasonic scanning is performed on the treated patient to whom the ultrasound contrast agent has been re-administered, and the second B-mode volume data and the second Doppler mode volume data are used as the second image data. And generating the three-dimensional image data after treatment using the second image data. Next, the blood flow information of the display area in the 3D image data before treatment and the blood flow information and real organ information (tumor tissue information) of the display area in the 3D image data after treatment are synthesized to determine the treatment effect. The image data for therapeutic effect determination for the purpose is generated.

そして、当該患者の担当医(以下では、操作者と呼ぶ。)は、治療効果判定用画像データを観察し、腫瘍血管の血流が穿刺治療によって途絶されたか否かを評価することにより治療効果を判定する。   Then, the doctor in charge of the patient (hereinafter referred to as an operator) observes the therapeutic effect determination image data and evaluates whether the blood flow of the tumor blood vessel has been disrupted by the puncture treatment. Determine.

尚、以下に述べる実施例では、微小な超音波振動素子が2次元配列された2次元アレイ超音波プローブを用いて当該患者に対する3次元超音波走査を行ない、この3次元超音波走査によって得られた治療前の第1の画像データ及び治療後の第2の画像データに基づいて3次元画像データ及び治療効果判定用画像データを生成する場合について述べるが、これに限定されるものではない。   In the embodiment described below, a three-dimensional ultrasonic scan is performed on the patient using a two-dimensional array ultrasonic probe in which minute ultrasonic transducers are two-dimensionally arranged. Although the case where the three-dimensional image data and the treatment effect determination image data are generated based on the first image data before treatment and the second image data after treatment is described, the present invention is not limited to this.

又、本実施例では、低侵襲治療としてPEITやマイクロ波穿刺焼灼法、更には、RFA等による穿刺治療について述べるが、体外焼灼治療法等の他の低侵襲治療であっても構わない。   In this embodiment, PEIT or microwave puncture cauterization as a minimally invasive treatment, and puncture treatment by RFA or the like will be described. However, other minimally invasive treatments such as extracorporeal ablation treatment may be used.

(装置の構成)
本実施例における画像診断・治療支援装置の構成につき図1乃至図4を用いて説明する。尚、図1は、画像診断・治療支援装置の全体構成を示すブロック図であり、図2乃至図4は、この画像診断・治療支援装置が備えた信号検出部、画像データ生成部及び効果判定用画像データ生成部の具体的な構成を示すブロック図である。
(Device configuration)
The configuration of the image diagnosis / treatment support apparatus in this embodiment will be described with reference to FIGS. FIG. 1 is a block diagram showing the overall configuration of the image diagnosis / treatment support apparatus. FIGS. 2 to 4 show signal detection units, image data generation units, and effect determinations provided in the image diagnosis / treatment support apparatus. It is a block diagram which shows the specific structure of the image data generation part for images.

図1に示した本実施例の画像診断・治療支援装置100は、患者に対し画像データの生成に必要な画像信号を検出する信号検出部1と、この画像信号を所定の方法によって処理し治療前の第1の画像データ及び治療後の第2の画像データを生成する画像データ生成部2と、信号検出部1に備えられた超音波プローブ11の治療前及び治療後における位置情報を計測する位置情報計測部3と、治療前の第1の画像データに基づいて治療効果判定用画像データの表示領域を設定する領域設定部4と、第1の画像データ及び第2の画像データに基づいて治療前及び治療後の3次元画像データを生成し、更に、前記表示領域における治療前及び治療後の3次元画像データを合成して治療効果判定用画像データを生成する効果判定用画像データ生成部5を備えている。   The image diagnosis / treatment support apparatus 100 of the present embodiment shown in FIG. 1 includes a signal detection unit 1 that detects an image signal necessary for generating image data for a patient, and processes the image signal by a predetermined method for treatment. The image data generation unit 2 that generates the first image data before the treatment and the second image data after the treatment, and the position information of the ultrasonic probe 11 provided in the signal detection unit 1 before and after the treatment are measured. Based on the position information measuring unit 3, the region setting unit 4 for setting the display region of the treatment effect determination image data based on the first image data before treatment, and the first image data and the second image data. An effect determination image data generation unit that generates pre-treatment and post-treatment three-dimensional image data, and further synthesizes pre-treatment and post-treatment three-dimensional image data in the display region to generate treatment effect determination image data. 5 It is provided.

更に、画像診断・治療支援装置100は、効果判定用画像データ生成部5において生成された治療効果判定用画像データ等を表示する表示部6と、患者情報の入力、画像データ生成条件の設定、各種コマンド信号の入力等を行なう入力部7と、上述の各ユニットを統括的に制御するシステム制御部8を備えている。   Furthermore, the image diagnosis / treatment support apparatus 100 includes a display unit 6 for displaying the treatment effect determination image data generated by the effect determination image data generation unit 5, input of patient information, setting of image data generation conditions, An input unit 7 for inputting various command signals and the like, and a system control unit 8 for comprehensively controlling each unit described above are provided.

信号検出部1は、微小なNo個の超音波振動素子が2次元配列され当該患者に対して超音波パルス(送信超音波)を送信すると共に当該患者から得られた超音波反射波(受信超音波)を画像信号(受信信号)に変換する超音波プローブ11と、当該患者の所定方向に対し超音波パルスを送信するためのNtチャンネルの駆動信号を前記超音波振動素子に供給する送信部12と、前記超音波振動素子から得られたNrチャンネルの受信信号を整相加算する受信部13を備えている。   The signal detection unit 1 is a two-dimensional array of minute No. ultrasonic vibration elements, transmits ultrasonic pulses (transmission ultrasonic waves) to the patient, and receives ultrasonic reflected waves (reception ultrasonic waves) obtained from the patient. An ultrasonic probe 11 that converts an acoustic wave into an image signal (received signal), and a transmitter 12 that supplies an Nt channel drive signal for transmitting an ultrasonic pulse in a predetermined direction of the patient to the ultrasonic transducer. And a receiving unit 13 that performs phasing addition of the Nr channel received signal obtained from the ultrasonic transducer.

超音波プローブ11は、セクタ走査、リニア走査、コンベックス走査等に対応して構成され、操作者は、診断部位や診断目的に応じて任意に選択することが可能であるが、本実施例では、No個の超音波振動素子が2次元配列されたセクタ走査用の超音波プローブ11を用いた場合について述べる。又、説明を簡単にするために、送信部12における駆動信号チャンネル数Nt及び受信部13における受信信号チャンネル数Nrは何れも超音波振動素子数Noに等しい場合について述べるが、これに限定されるものではない。   The ultrasonic probe 11 is configured to correspond to sector scanning, linear scanning, convex scanning, and the like, and the operator can arbitrarily select according to the diagnostic part and the diagnostic purpose. In this embodiment, A case will be described in which a sector scanning ultrasonic probe 11 in which No ultrasonic transducer elements are two-dimensionally arranged is used. For the sake of simplicity, the case where the number of drive signal channels Nt in the transmission unit 12 and the number of reception signal channels Nr in the reception unit 13 are both equal to the number of ultrasonic vibration elements No will be described. It is not a thing.

図2に示した信号検出部1の超音波プローブ11は、2次元配列された図示しないNo個の超音波振動素子をその先端部に有し、この先端部を当該患者の体表に接触させて超音波の送受信を行なう。又、前記超音波振動素子の各々は、図示しないNoチャンネルの多芯ケーブルを介して送信部12及び受信部13に接続されている。   The ultrasonic probe 11 of the signal detection unit 1 shown in FIG. 2 has No. ultrasonic transducer elements (not shown) that are two-dimensionally arranged at its distal end, and this distal end is brought into contact with the body surface of the patient. To send and receive ultrasound. Each of the ultrasonic vibration elements is connected to the transmission unit 12 and the reception unit 13 via a multi-core cable of a No channel (not shown).

送信部12は、レートパルス発生器121と、送信遅延回路122と、駆動回路123を備えている。そして、レートパルス発生器121は図示しない基準信号発生器と分周器を有し、前記基準信号発生器が出力した基準信号を分周して送信超音波の繰り返し周期を決定するレートパルスを生成する。又、前記基準信号を分周して超音波反射波の周期と略等しい繰り返し周期を有した矩形波を生成する。   The transmission unit 12 includes a rate pulse generator 121, a transmission delay circuit 122, and a drive circuit 123. The rate pulse generator 121 includes a reference signal generator (not shown) and a frequency divider, and generates a rate pulse that divides the reference signal output from the reference signal generator and determines the repetition period of the transmission ultrasonic wave. To do. The reference signal is divided to generate a rectangular wave having a repetition period substantially equal to the period of the ultrasonic reflected wave.

送信遅延回路122は、Noチャンネルの独立な遅延回路から構成され、送信超音波を所定の深さに集束するための集束用遅延時間と、所定の方向に送信するための偏向用遅延時間をレートパルス発生器121から供給されたレートパルスに与え、このレートパルスを駆動回路123に供給する。そして、Noチャンネルの駆動回路123は、送信遅延回路122から供給されたレートパルスに同期して駆動信号を生成し、超音波プローブ11の先端部に内蔵されたNo個の超音波振動素子を駆動して患者体内に送信超音波を放射する。   The transmission delay circuit 122 is configured by an independent delay circuit of No channel, and rates a delay time for focusing for focusing a transmission ultrasonic wave to a predetermined depth and a delay time for deflection for transmitting in a predetermined direction. This is applied to the rate pulse supplied from the pulse generator 121, and this rate pulse is supplied to the drive circuit 123. The No channel drive circuit 123 generates a drive signal in synchronization with the rate pulse supplied from the transmission delay circuit 122 and drives No ultrasonic transducers built in the distal end portion of the ultrasonic probe 11. Then, the transmitted ultrasonic waves are emitted into the patient's body.

一方、受信部13は、Noチャンネルから構成されたA/D変換器131及び受信遅延回路132と加算器133を備え、超音波振動素子から供給されたNoチャンネルの受信信号は、A/D変換器131にてデジタル信号に変換されて受信遅延回路132に送られる。受信遅延回路132は、所定の深さからの受信超音波を集束するための集束用遅延時間と、所定方向に対して受信指向性を設定するための偏向用遅延時間をA/D変換器131から出力されたNoチャンネルの受信信号の各々に与え、加算器133は、受信遅延回路132から出力された受信信号を加算する。即ち、患者体内の所定方向から得られた受信信号は、受信遅延回路132と加算器133によって整相加算される。   On the other hand, the receiving unit 13 includes an A / D converter 131, a reception delay circuit 132, and an adder 133 configured from a No channel, and the received signal of the No channel supplied from the ultrasonic vibration element is A / D converted. The signal is converted into a digital signal by the device 131 and sent to the reception delay circuit 132. The reception delay circuit 132 determines a focusing delay time for focusing a received ultrasonic wave from a predetermined depth and a deflection delay time for setting a reception directivity with respect to a predetermined direction. The adder 133 adds the reception signals output from the reception delay circuit 132 to each of the reception signals of the No channel output from. In other words, the received signal obtained from a predetermined direction in the patient is phased and added by the reception delay circuit 132 and the adder 133.

次に、図3に示す画像データ生成部2は、上述の受信部13から供給された受信信号を信号処理してBモードデータを生成するBモードデータ生成部21と、前記受信信号を直交検波してドプラ信号を検出するドプラ信号検出部22と、検出されたドプラ信号に基づいてドプラモードデータを生成するドプラモードデータ生成部23と、当該患者に対する3次元超音波走査によって得られた上述のBモードデータ及びドプラモードデータを走査方向に対応させて順次保存しBモードボリュームデータ及びドプラモードボリュームデータを生成するデータ記憶部24を備えている。   Next, the image data generation unit 2 shown in FIG. 3 performs a signal processing on the reception signal supplied from the reception unit 13 to generate B mode data, and quadrature detection of the reception signal. The Doppler signal detection unit 22 that detects the Doppler signal, the Doppler mode data generation unit 23 that generates Doppler mode data based on the detected Doppler signal, and the above-described three-dimensional ultrasonic scan obtained for the patient. A data storage unit 24 that sequentially stores B-mode data and Doppler mode data in correspondence with the scanning direction and generates B-mode volume data and Doppler mode volume data is provided.

Bモードデータ生成部21は、包絡線検波器211と対数変換器212を備え、包絡線検波器211は、受信部13の加算器133から供給された整相加算後の受信信号を包絡線検波し、この包絡線検波信号は、対数変換器212においてその振幅が対数変換される。尚、包絡線検波器211と対数変換器212は順序を入れ替えて構成してもよい。   The B-mode data generation unit 21 includes an envelope detector 211 and a logarithmic converter 212. The envelope detector 211 envelope-detects the received signal after the phasing addition supplied from the adder 133 of the reception unit 13. The amplitude of the envelope detection signal is logarithmically converted by the logarithmic converter 212. Note that the envelope detector 211 and the logarithmic converter 212 may be configured in a reversed order.

一方、ドプラ信号検出部22は、π/2移相器221、ミキサ222−1及び222−2、LPF(低域通過フィルタ)223−1及び223−2を備え、受信部13の加算器133から供給された受信信号を直交位相検波してドプラ信号を検出する。   On the other hand, the Doppler signal detection unit 22 includes a π / 2 phase shifter 221, mixers 222-1 and 222-2, and LPFs (low-pass filters) 223-1 and 223-2, and an adder 133 of the reception unit 13. The received signal supplied from is detected by quadrature detection to detect a Doppler signal.

即ち、受信部13から供給された受信信号は、ミキサ222−1及び222−2の第1の入力端子に入力される。一方、図2に示した送信部12のレートパルス発生器121から供給された前記矩形波は、ミキサ222−1の第2の入力端子に直接供給されると共にπ/2移相器221において位相が90度シフトされてミキサ222−2の第2の入力端子に供給される。そして、ミキサ222−1及び222−2の出力は、LPF223−1及び223−2に供給されて受信部13の出力信号周波数と前記矩形波の基本周波数の差の成分が検出される。   That is, the reception signal supplied from the reception unit 13 is input to the first input terminals of the mixers 222-1 and 222-2. On the other hand, the rectangular wave supplied from the rate pulse generator 121 of the transmission unit 12 shown in FIG. 2 is supplied directly to the second input terminal of the mixer 222-1 and is phase-shifted by the π / 2 phase shifter 221. Are shifted by 90 degrees and supplied to the second input terminal of the mixer 222-2. The outputs of the mixers 222-1 and 222-2 are supplied to the LPFs 223-1 and 223-2, and a difference component between the output signal frequency of the receiving unit 13 and the fundamental frequency of the rectangular wave is detected.

次に、ドプラモードデータ生成部23は、ドプラ信号記憶部231、MTIフィルタ232及び自己相関演算器233を備え、ドプラ信号検出部22によって検出されたドプラ信号はドプラ信号記憶部231に一旦保存される。次いで、MTIフィルタ232は、ドプラ信号記憶部231に保存されたドプラ信号に対してフィルタリング処理を行ない血管内の血流に起因した成分(血流ドプラ成分)を抽出する。又、自己相関演算器233は、MTIフィルタ232によって抽出された血流ドプラ成分に対して自己相関値を算出し、更に、この自己相関値に基づいてドプラモードデータを生成する。この場合、自己相関演算器233は、自己相関処理によって算出した血流ドプラ成分のパワー値に基づいてドプラモードデータを生成することにより血流情報を高感度で検出することができるが、血流ドプラ成分の平均速度や分散値等を用いてドプラモードデータを生成しても構わない。   Next, the Doppler mode data generation unit 23 includes a Doppler signal storage unit 231, an MTI filter 232, and an autocorrelation calculator 233, and the Doppler signal detected by the Doppler signal detection unit 22 is temporarily stored in the Doppler signal storage unit 231. The Next, the MTI filter 232 performs a filtering process on the Doppler signal stored in the Doppler signal storage unit 231 and extracts a component (blood flow Doppler component) caused by blood flow in the blood vessel. The autocorrelation calculator 233 calculates an autocorrelation value for the blood flow Doppler component extracted by the MTI filter 232, and further generates Doppler mode data based on the autocorrelation value. In this case, the autocorrelation calculator 233 can detect blood flow information with high sensitivity by generating Doppler mode data based on the power value of the blood flow Doppler component calculated by the autocorrelation processing. The Doppler mode data may be generated using the average velocity or the dispersion value of the Doppler component.

一方、データ記憶部24は、図示しないBモードデータ記憶領域とドプラモードデータ記憶領域を有し、Bモードデータ生成部21において生成されたBモードデータ及びドプラモードデータ生成部23において生成されたドプラモードデータを3次元超音波走査の走査方向に対応させて上述の各記憶領域に順次保存することによりBモードボリュームデータ及びドプラモードボリュームデータを生成する。尚、Bモードボリュームデータやドプラモードボリュームデータには位置情報計測部3から供給される超音波プローブ11の位置情報が付帯情報として付加される。   On the other hand, the data storage unit 24 has a B-mode data storage area and a Doppler mode data storage area (not shown). The B-mode data generated by the B-mode data generation unit 21 and the Doppler mode data generation unit 23 are generated. The B mode volume data and the Doppler mode volume data are generated by sequentially storing the mode data in the respective storage areas in correspondence with the scanning direction of the three-dimensional ultrasonic scanning. Incidentally, the position information of the ultrasonic probe 11 supplied from the position information measuring unit 3 is added to the B mode volume data and the Doppler mode volume data as supplementary information.

次に、図1の位置情報計測部3は、当該患者の体表に配設された超音波プローブ11の位置や角度あるいは走査断面方向などを計測するものであり、例えば、当該患者の近傍に設置された磁気発信器と超音波プローブ11に装着された複数の磁気センサ(何れも図示せず)等から構成されている。そして、磁気センサが検出した磁気信号に基づいて位置情報計測部3が計測した超音波プローブ11の位置情報は画像データ生成部2のデータ記憶部24に供給される。尚、上述の磁気センサの替わりに超音波センサのような他の位置センサを用いても構わない。   Next, the position information measuring unit 3 in FIG. 1 measures the position and angle of the ultrasonic probe 11 disposed on the body surface of the patient, the scanning cross-sectional direction, and the like. It is composed of an installed magnetic transmitter and a plurality of magnetic sensors (all not shown) mounted on the ultrasonic probe 11. Then, the position information of the ultrasonic probe 11 measured by the position information measuring unit 3 based on the magnetic signal detected by the magnetic sensor is supplied to the data storage unit 24 of the image data generating unit 2. Note that another position sensor such as an ultrasonic sensor may be used instead of the magnetic sensor described above.

又、図1の領域設定部4は、図示しない演算回路と記憶回路を備え、前記記憶回路には、システム制御部8を介して入力部7から供給された後述の最小半径R0、最大半径RN、球面の間隔ΔR及びマージンΔη、血管断面積の閾値α、画素閾値β等の情報が保存される。一方、前記演算回路は、前記記憶回路に保管されている上述の各種情報と治療前に得られた第1の画像データに基づいて治療効果判定用画像データの表示領域を設定する。   1 includes an arithmetic circuit and a storage circuit (not shown). The storage circuit includes a minimum radius R0 and a maximum radius RN, which will be described later, supplied from the input unit 7 via the system control unit 8. Information such as spherical interval ΔR and margin Δη, blood vessel cross-sectional area threshold value α, pixel threshold value β, and the like are stored. On the other hand, the arithmetic circuit sets a display area for the treatment effect determination image data based on the above-described various information stored in the storage circuit and the first image data obtained before the treatment.

当該患者に対する3次元超音波走査によって得られた治療前の第1の画像データ及び治療後の第2の画像データに基づき腫瘍血管及び腫瘍組織を3次元表示する際、3次元表示の表示領域を限定しない場合には、腫瘍近傍に位置する周囲臓器や周囲血管によって腫瘍血管及び腫瘍組織の表示が妨げられる場合が多い。このような問題点を解決するために、本実施例では、治療前の第1の画像データにおける3次元血流情報に基づいて周囲臓器や周囲血管に関する情報を排除し、腫瘍組織情報及び腫瘍血管情報の選択表示を可能とする治療効果判定用画像データの表示領域を設定する。   When a tumor blood vessel and a tumor tissue are three-dimensionally displayed based on the first image data before treatment and the second image data after treatment obtained by the three-dimensional ultrasonic scanning for the patient, a display area of the three-dimensional display is displayed. When not limited, the display of tumor blood vessels and tumor tissues is often hindered by surrounding organs and blood vessels located in the vicinity of the tumor. In order to solve such problems, in this embodiment, information on surrounding organs and surrounding blood vessels is excluded based on the three-dimensional blood flow information in the first image data before treatment, and tumor tissue information and tumor blood vessels are excluded. A display area for therapeutic effect determination image data that enables selective display of information is set.

ところで、原発性肝癌のような腫瘍の表面は一般に球面で近似することができ、腫瘍血管もこの球面に沿って走行している場合が多い。従って、第1の画像データにおける3次元血流情報に基づいて腫瘍の外郭を半径Rxの球面で近似し、この半径Rxに所定のマージンΔηを加えた半径Ry(Ry=Rx+Δη)の球面で囲まれた表示領域にて治療効果判定用画像データを生成することにより周囲臓器や周囲血管に妨げられることなく腫瘍組織や腫瘍血管の3次元情報を観察することが可能となる。   By the way, the surface of a tumor such as primary liver cancer can generally be approximated by a spherical surface, and tumor blood vessels often travel along this spherical surface. Therefore, based on the three-dimensional blood flow information in the first image data, the outline of the tumor is approximated by a spherical surface with a radius Rx, and is surrounded by a spherical surface with a radius Ry (Ry = Rx + Δη) obtained by adding a predetermined margin Δη to the radius Rx. By generating therapeutic effect determination image data in the displayed area, it is possible to observe the three-dimensional information of the tumor tissue and tumor blood vessel without being obstructed by surrounding organs and blood vessels.

以下に、本実施例における治療効果判定用画像データ表示領域の設定方法について説明する。   The method for setting the therapeutic effect determination image data display area in this embodiment will be described below.

先ず、効果判定用画像データ生成部5に備えられた後述のMPR画像データ生成部51は、画像データ生成部2のデータ記憶部24に保存された治療前の第1の画像データを読み出し、互いに直交する複数断面におけるMPR画像データを生成して表示部6に表示する。尚、この場合、第1のBモードボリュームデータと第1のドプラモードボリュームデータを用い同一断面における2次元の血流情報と2次元の実質臓器情報を含むMPR画像データの生成が好適であるが、何れか一方の情報を有するMPR画像データであっても構わない。   First, the later-described MPR image data generation unit 51 provided in the effect determination image data generation unit 5 reads the first image data before treatment stored in the data storage unit 24 of the image data generation unit 2, and mutually reads them. MPR image data in a plurality of orthogonal cross sections is generated and displayed on the display unit 6. In this case, it is preferable to use the first B-mode volume data and the first Doppler mode volume data to generate MPR image data including two-dimensional blood flow information and two-dimensional substantial organ information in the same section. , MPR image data having either one of the information may be used.

そして、操作者は、表示部6に表示された複数のMPR画像データにおける腫瘍中心を入力部7の入力デバイスを用いて指定し、領域設定部4の演算回路は、入力部7から供給された前記指定信号に基づいて暫定的な腫瘍中心座標を算出する。   Then, the operator designates the tumor center in the plurality of MPR image data displayed on the display unit 6 using the input device of the input unit 7, and the arithmetic circuit of the region setting unit 4 is supplied from the input unit 7. Temporary tumor center coordinates are calculated based on the designation signal.

次に、領域設定部4の演算回路は、データ記憶部24に保存されている治療前の第1の画像データと自己の記憶回路に保存されている前記表示領域の設定条件(即ち、最小半径R0、最大半径RN、球面の間隔ΔR及びマージンΔη、血管断面積の閾値α、画素閾値β等)を読み出し、この第1の画像データの前記腫瘍中心を基準に設定された最小半径R0の球面における血管領域(血管断面)を抽出する。同様にして、前記演算回路は、前記腫瘍中心を基準に設定された半径がR1乃至RN(Rn=R0+nΔR、n=1乃至N)の球面における血管領域を抽出する。   Next, the arithmetic circuit of the region setting unit 4 sets the first image data before treatment stored in the data storage unit 24 and the display region setting conditions stored in its own storage circuit (that is, the minimum radius). R0, maximum radius RN, spherical interval ΔR and margin Δη, blood vessel cross-sectional area threshold value α, pixel threshold value β, etc.), and a spherical surface having a minimum radius R0 set based on the tumor center of the first image data The blood vessel region (blood vessel cross-section) is extracted. Similarly, the arithmetic circuit extracts a blood vessel region on a spherical surface with radii R1 to RN (Rn = R0 + nΔR, n = 1 to N) set with reference to the tumor center.

そして、各々の球面にて抽出された血管領域の半径方向に対する連続性を判定することにより血管の侵入方向を推定し、閾値αを越える血管断面積を有する球面を腫瘍表面と判定する。更に、前記演算回路は、腫瘍表面と判定された球面の半径Rxに所定マージンΔηが加算された半径Ryの球面によって囲まれた範囲を治療効果判定用画像データの表示領域に設定する。   Then, the invasion direction of the blood vessel is estimated by determining the continuity of the blood vessel region extracted from each spherical surface in the radial direction, and a spherical surface having a blood vessel cross-sectional area exceeding the threshold value α is determined as the tumor surface. Further, the arithmetic circuit sets a range surrounded by a spherical surface having a radius Ry obtained by adding a predetermined margin Δη to a radius Rx of the spherical surface determined to be the tumor surface, as a display area for the therapeutic effect determination image data.

次に、上述の治療効果判定用画像データ表示領域の設定方法につき図5乃至図7を用いて更に詳しく説明する。   Next, a method for setting the above-described therapeutic effect determination image data display area will be described in more detail with reference to FIGS.

図5は、図示しない腫瘍の表面を走行すると共に腫瘍の内部に侵入する血管P及び血管Qとから構成された腫瘍血管モデルに対する第1の画像データを模式的に示している。   FIG. 5 schematically shows the first image data for a tumor blood vessel model configured by blood vessels P and blood vessels Q that run on the surface of a tumor (not shown) and enter the inside of the tumor.

領域設定部4の演算回路は、先ず、データ記憶部24から読み出した第1の画像データに対して上述の方法により暫定的な腫瘍中心Coを設定し、次いで、この腫瘍中心Coを基準に半径R0の球面を設定する。そして、この球面において所定の画素閾値βより大きな値を有する第1のドプラモードボリュームデータの画素に基づいて血管領域p0を抽出する。この場合、所定範囲内で隣接した複数の前記画素が連結されて血管領域p0が形成される、
次いで、領域設定部4の演算回路は、半径R0よりΔRだけ増加した半径R1(R1=R0+ΔR)の球面を設定し、この球面において画素閾値βより大きな値を有する第1のドプラモードボリュームデータの画素を連結して血管領域p1a、p1b及びq1を抽出する。更に、同様の手順によって半径R2(R2=R0+2ΔR)の球面における血管領域p2a、p2b及びq2、半径R3(R3=R0+3ΔR)の球面における血管領域p3及びq3、半径R4(R4=R0+4ΔR)の球面における血管領域p4及びq4、・・・・を順次抽出する。そして、最大半径RNの球面における血管領域の抽出が終了したならば、領域設定部4の演算回路は、隣接した球面における血管領域の半径方向に対する連続性を調べる。
The arithmetic circuit of the region setting unit 4 first sets a temporary tumor center Co for the first image data read from the data storage unit 24 by the method described above, and then sets a radius based on the tumor center Co. Set the spherical surface of R0. Then, the blood vessel region p0 is extracted based on the pixels of the first Doppler mode volume data having a value larger than the predetermined pixel threshold value β on the spherical surface. In this case, a plurality of adjacent pixels within a predetermined range are connected to form a blood vessel region p0.
Next, the arithmetic circuit of the region setting unit 4 sets a spherical surface having a radius R1 (R1 = R0 + ΔR) increased by ΔR from the radius R0, and the first Doppler mode volume data having a value larger than the pixel threshold value β on this spherical surface. The pixels are connected to extract blood vessel regions p1a, p1b, and q1. Further, the blood vessel regions p2a, p2b and q2 on the spherical surface with the radius R2 (R2 = R0 + 2ΔR), the blood vessel regions p3 and q3 on the spherical surface with the radius R3 (R3 = R0 + 3ΔR), and the spherical surface with the radius R4 (R4 = R0 + 4ΔR) by the same procedure. The blood vessel regions p4 and q4,. When the extraction of the blood vessel region in the spherical surface having the maximum radius RN is completed, the arithmetic circuit of the region setting unit 4 checks the continuity of the blood vessel region in the adjacent spherical surface in the radial direction.

図6は、図5における血管Pを例に、半径R0の球面における血管領域p0と半径R1の球面における血管領域p1a及びp1bの連続性を説明するための図である。   FIG. 6 is a diagram for explaining the continuity between the blood vessel region p0 on the spherical surface with the radius R0 and the blood vessel regions p1a and p1b on the spherical surface with the radius R1, taking the blood vessel P in FIG. 5 as an example.

即ち、図6(a)は、半径R1の球面から内部に侵入している血管Pを示しており、図6(b)は、この半径R1の球面における血管Pの血管領域p1a及びp1bを、又、図6(d)は、半径R0の球面における血管Pの血管領域p0を示している。一方、図6(c)は、図6(b)に示した血管領域p1a及びp1bの半径R0の球面に対する投影領域p1a及びp1bを示している。 That is, FIG. 6A shows the blood vessel P invading from the spherical surface with the radius R1, and FIG. 6B shows the blood vessel regions p1a and p1b of the blood vessel P on the spherical surface with the radius R1. FIG. 6D shows the blood vessel region p0 of the blood vessel P on the spherical surface having the radius R0. On the other hand, FIG. 6 (c) shows a projection region p1a * and p1b * against the spherical surface of the radius R0 of the blood vessel region p1a and p1b shown in Figure 6 (b).

そして、領域設定部4の演算回路は、半径R0の球面における血管領域p0と投影領域p1a及びp1bとの一致度を算出し、一致度が大きい血管領域p1aと血管領域p0は連続しているものと判定する。同様にして、半径R1及び半径R2の球面、半径R2と半径R3の球面、半径R3と半径R4の球面、・・・の各々における血管領域に対しても連続性を判定することにより血管P及び血管Qの形状情報を得ることができる。 Then, the arithmetic circuit of the region setting unit 4 calculates the degree of coincidence between the blood vessel region p0 and the projection regions p1a * and p1b * on the spherical surface having the radius R0. Judge that there is. Similarly, the blood vessels P and R2 are determined by determining the continuity with respect to the blood vessel regions in the spherical surfaces of the radius R1 and the radius R2, the spherical surfaces of the radius R2 and the radius R3, the spherical surfaces of the radius R3 and the radius R4,. The shape information of the blood vessel Q can be obtained.

即ち、図5に示した腫瘍血管モデルでは、上述の連続性の判定結果により、半径R0乃至R4の球面において検出された血管領域p0、p1a、p1b、p2a、p2b、p3及びp4は血管Pに属し、血管領域q1、q2、q3及びq4は血管Qに属していることが把握できる。一方、連続性の乏しい領域n1及びn2はノイズ等に起因したものと見なすことができる。尚、上述の球面間隔ΔRは、例えば、第1のドプラモードボリュームデータの画素(ボクセル)と同程度の大きさに設定することにより、隣接した球面における血管領域の連続性を高精度で検出することが可能となる。   That is, in the tumor blood vessel model shown in FIG. 5, the blood vessel regions p0, p1a, p1b, p2a, p2b, p3, and p4 detected on the spherical surfaces having the radii R0 to R4 are converted into the blood vessel P based on the continuity determination result. It can be seen that the blood vessel regions q1, q2, q3 and q4 belong to the blood vessel Q. On the other hand, the regions n1 and n2 having poor continuity can be regarded as being caused by noise or the like. Note that the above-described spherical distance ΔR is, for example, set to the same size as the pixel (voxel) of the first Doppler mode volume data, thereby detecting the continuity of the blood vessel region in the adjacent spherical surface with high accuracy. It becomes possible.

次に、領域設定部4の演算回路は、上述の各球面における血管P及び血管Qの面積(血管領域の面積和)を算出する。図7は、半径R0乃至R4の球面における血管P及び血管Qの面積を示したものであり、図7(a)に示した血管Pの面積は、半径R2の球面と半径R3の球面において特に大きな値を示す。即ち、これらの球面における血管領域p2a、p2b及びp3は腫瘍表面を走行する血管に対応していると見なすことができる。一方、図7(b)に示した血管Qの面積は、半径R3の球面と半径R4の球面において大きな値を示し、これらの球面における血管領域q3及びq4は腫瘍表面を走行する血管に対応していると見なすことができる。   Next, the arithmetic circuit of the region setting unit 4 calculates the areas of the blood vessels P and blood vessels Q (the sum of the areas of the blood vessel regions) on each of the spherical surfaces described above. FIG. 7 shows the areas of the blood vessel P and the blood vessel Q on the spherical surfaces having the radii R0 to R4. The area of the blood vessel P shown in FIG. 7A is particularly large in the spherical surfaces having the radius R2 and R3. Indicates a large value. That is, the blood vessel regions p2a, p2b and p3 on these spherical surfaces can be regarded as corresponding to blood vessels running on the tumor surface. On the other hand, the area of the blood vessel Q shown in FIG. 7B shows a large value in the spherical surface with the radius R3 and the spherical surface with the radius R4, and the blood vessel regions q3 and q4 in these spherical surfaces correspond to blood vessels running on the tumor surface. Can be considered.

次に、前記演算回路は、腫瘍表面を走行する血管Pの血管領域p2a、p2b及びp3と血管Qの血管領域q3及びq4の位置情報に基づいて腫瘍の中心座標と大きさを算出し、この算出結果に基づいて治療効果判定用画像データの表示領域を設定する。   Next, the arithmetic circuit calculates the center coordinates and size of the tumor based on the positional information of the blood vessel regions p2a, p2b and p3 of the blood vessel P running on the tumor surface and the blood vessel regions q3 and q4 of the blood vessel Q, A display area for therapeutic effect determination image data is set based on the calculation result.

即ち、前記演算回路は、血管Pの血管領域p2a、p2b及びp3と血管Qの血管領域q3及びq4を構成するM個の画素の座標(xm、ym、zm)(m=1乃至M)に対して最小2乗法を適用し、これらの画素に最も近接した球面を有する球体の中心Ca(xa、ya、za)と半径Rxを算出する。このとき、球体の中心Ca(xa、ya、za)と半径Rxは、次式(1)によって算出することができる。

Figure 2007117384
That is, the arithmetic circuit sets the coordinates (xm, ym, zm) (m = 1 to M) of M pixels constituting the blood vessel regions p2a, p2b, and p3 of the blood vessel P and the blood vessel regions q3 and q4 of the blood vessel Q. On the other hand, the least square method is applied to calculate the center Ca (xa, ya, za) and radius Rx of the sphere having the spherical surface closest to these pixels. At this time, the center Ca (xa, ya, za) and the radius Rx of the sphere can be calculated by the following equation (1).
Figure 2007117384

但し、*は行列の積を示し、[L]は行列[L]の転置行列を、又([L]*[L])−1[L]*[L]の逆行列を示す。 However, * indicates a matrix product, T [L] is a transposed matrix of the matrix [L], and ( T [L] * [L]) −1 is an inverse matrix of T [L] * [L]. Show.

上述の手順によって腫瘍の中心座標Caと半径Rxが算出されたならば、領域設定部4の演算回路は、この半径Rxに対し予め設定されたマージンΔηを加えて治療効果判定用画像データの表示領域における中心座標Caと半径Ry(Ry=Rx+Δη)を設定する。尚、上述の最小2乗法の替わりにHough変換を用いて腫瘍の中心座標Caと半径Rxを算出してもよい。   If the tumor center coordinate Ca and the radius Rx are calculated by the above-described procedure, the arithmetic circuit of the region setting unit 4 adds the preset margin Δη to the radius Rx and displays the therapeutic effect determination image data. A center coordinate Ca and a radius Ry (Ry = Rx + Δη) in the region are set. Note that the center coordinate Ca and the radius Rx of the tumor may be calculated using Hough transform instead of the above least square method.

次に、図1の効果判定用画像データ生成部5は、図4に示すようにMPR画像データ生成部51と、3次元画像データ生成部52と、3次元画像データ記憶部53と、3次元画像データ合成部54を備えている。   Next, the effect determination image data generation unit 5 in FIG. 1 includes an MPR image data generation unit 51, a three-dimensional image data generation unit 52, a three-dimensional image data storage unit 53, and a three-dimensional image as shown in FIG. An image data composition unit 54 is provided.

MPR画像データ生成部51は、治療効果判定用画像データの表示領域における暫定的な中心座標Coを初期設定するために、図3に示した画像データ生成部2のデータ記憶部24に保存された治療前の第1の画像データを読み出し、互いに直交した2つの断面におけるMPR画像データを生成する。   The MPR image data generation unit 51 is stored in the data storage unit 24 of the image data generation unit 2 shown in FIG. 3 in order to initially set the temporary center coordinates Co in the display area of the therapeutic effect determination image data. First image data before treatment is read out, and MPR image data in two cross sections orthogonal to each other is generated.

一方、3次元画像データ生成部52は、不透明度・色調設定部521と、レンダリング処理部522を備えている。不透明度・色調設定部521は、前記データ記憶部24に保存されている治療前の第1の画像データ及び治療後の第2の画像データを読み出し、これらの画像データの各画素値(ボクセル値)に基づいて不透明度や色調を設定する。   On the other hand, the three-dimensional image data generation unit 52 includes an opacity / color tone setting unit 521 and a rendering processing unit 522. The opacity / color tone setting unit 521 reads the first image data before treatment and the second image data after treatment stored in the data storage unit 24, and each pixel value (voxel value) of these image data. ) To set the opacity and tone.

レンダリング処理部522は、前記データ記憶部24に保存されている治療前の第1の画像データ及び治療後の第2の画像データを読み出し、これらの画像データを不透明度・色調設定部521が設定した不透明度や色調の情報に基づいてレンダリング処理し治療前及び治療後の3次元画像データを生成する。この場合の3次元画像データとして、通常、ボリュームレンダリング画像データ(VR画像データ)が生成されるが、血管の3次元画像データとしてサーフィスレンダリング画像データを生成してもよい。   The rendering processing unit 522 reads the first image data before treatment and the second image data after treatment stored in the data storage unit 24, and the opacity / color tone setting unit 521 sets these image data. Rendering is performed based on the information on the opacity and color tone, and three-dimensional image data before and after treatment is generated. Normally, volume rendering image data (VR image data) is generated as the 3D image data in this case, but surface rendering image data may be generated as the 3D image data of the blood vessel.

3次元画像データ記憶部53は、3次元画像データ生成部52が生成した治療前の3次元画像データを保存するための記憶回路である。又、3次元画像データ合成部54は、3次元画像データ記憶部53に保存された前記表示領域に対応する治療前の3次元画像データと3次元画像データ生成部52が生成した前記表示領域に対応する治療後の3次元画像データを読み出して合成し治療効果判定用画像データを生成する。   The three-dimensional image data storage unit 53 is a storage circuit for storing the three-dimensional image data before treatment generated by the three-dimensional image data generation unit 52. Further, the 3D image data synthesis unit 54 includes the 3D image data before treatment corresponding to the display area stored in the 3D image data storage unit 53 and the display area generated by the 3D image data generation unit 52. Corresponding post-treatment three-dimensional image data is read and combined to generate therapeutic effect determination image data.

尚、治療効果判定用画像データの生成に際し、3次元画像データ合成部54は、治療前の第1の画像データに基づいて生成された前記表示領域におけるドプラモードVR画像データの3次元血流情報と治療後の第2の画像データに基づいて生成された前記表示領域におけるBモードVR画像データの3次元腫瘍組織情報及びドプラモードVR画像データの3次元血流情報を所定フォーマットで合成して治療効果判定用画像データを生成する。   In generating the treatment effect determination image data, the three-dimensional image data synthesis unit 54 generates the three-dimensional blood flow information of the Doppler mode VR image data in the display area generated based on the first image data before treatment. And the three-dimensional tumor tissue information of the B-mode VR image data and the three-dimensional blood flow information of the Doppler mode VR image data in the display area generated based on the second image data after treatment and treatment in a predetermined format. Image data for effect determination is generated.

但し、治療前のドプラモードVR画像データにおける3次元血流情報と治療後のBモードVR画像データにおける3次元腫瘍組織情報及びドプラモードVR画像データにおける3次元血流情報との合成は、これらの画像データの生成に用いたボリュームデータの付帯情報である超音波プローブ11の位置情報に基づいて行なわれる。   However, the synthesis of the three-dimensional blood flow information in the pre-treatment Doppler mode VR image data with the three-dimensional tumor tissue information in the B-mode VR image data after treatment and the three-dimensional blood flow information in the Doppler mode VR image data, This is performed based on the position information of the ultrasonic probe 11 which is supplementary information of the volume data used for generating the image data.

次に、3次元画像データ合成部54において生成された治療効果判定用画像データの具体例につき図8を用いて説明する。   Next, a specific example of the therapeutic effect determination image data generated by the three-dimensional image data synthesis unit 54 will be described with reference to FIG.

図8は、治療前の第1の画像データに基づいて生成されたドプラモードVR画像データにおける腫瘍血管の3次元血流情報Vaと治療後の第2の画像データに基づいて生成されたBモードVR画像データにおける3次元腫瘍組織情報Tb及びドプラモードVR画像データにおける腫瘍血管の3次元血流情報Vbを示しており、領域設定部4によって球状に設定された治療効果判定用画像データの表示領域における血流情報及び腫瘍組織情報が表示されている。   FIG. 8 shows the B mode generated based on the three-dimensional blood flow information Va of the tumor blood vessel in the Doppler mode VR image data generated based on the first image data before treatment and the second image data after treatment. The three-dimensional tumor tissue information Tb in the VR image data and the three-dimensional blood flow information Vb of the tumor blood vessel in the Doppler mode VR image data are shown, and the display area of the therapeutic effect determination image data set in a spherical shape by the area setting unit 4 Blood flow information and tumor tissue information are displayed.

そして、図8に示すように治療前の血流情報Vaに治療後の血流情報Vbを重畳することにより治療によって血流が途絶した血管と血流の途絶が不十分な血管との判別が可能な治療効果判定用画像データが生成される。この場合、上述の3次元画像データ生成部52の不透明度・色調設定部521及びレンダリング処理部522は、治療が不十分ゆえに表示された血流情報Vbが血流情報Vaや腫瘍組織情報T2に対し強調して表示されるように、第2のドプラモードVR画像データの輝度、色調、不透明度(Opacity)等を設定する。   Then, as shown in FIG. 8, by superimposing blood flow information Vb after treatment on blood flow information Va before treatment, it is possible to discriminate between a blood vessel whose blood flow has been disrupted by treatment and a blood vessel whose blood flow is insufficiently disrupted. Possible therapeutic effect determination image data is generated. In this case, the opacity / color tone setting unit 521 and the rendering processing unit 522 of the three-dimensional image data generation unit 52 described above cause the displayed blood flow information Vb to be the blood flow information Va or the tumor tissue information T2 because of insufficient treatment. On the other hand, the brightness, color tone, opacity (Opacity), etc. of the second Doppler mode VR image data are set so as to be displayed with emphasis.

再び図1に戻って、表示部6は、図示しない表示用データ生成回路と変換回路とカラーモニタを備えている。表示用データ生成回路は、3次元画像データ合成部54において生成された治療効果判定用画像データを所定の表示フォーマットに変換した後、システム制御部8から供給された患者情報や画像データ生成条件等の情報を合成して表示用データを生成する。そして、前記変換回路は、この表示用データに対しD/A変換とテレビフォーマット変換を行なって映像信号を生成しCRTあるいは液晶等のカラーモニタに表示する。このとき、治療遺残部として強調表示するための色調、輝度、不透明度を有した治療後の血流情報Vbは、治療前の血流情報Vaに重畳されて前記カラーモニタに表示される。又、治療遺残部を更に強調表示するために血流情報V2を点滅表示してもよく、更に、血流情報Vaと血流情報Vbを並列表示あるいは血流情報Vbを単独表示してもよい。   Returning to FIG. 1 again, the display unit 6 includes a display data generation circuit, a conversion circuit, and a color monitor (not shown). The display data generation circuit converts the treatment effect determination image data generated in the three-dimensional image data synthesis unit 54 into a predetermined display format, and then receives patient information, image data generation conditions, and the like supplied from the system control unit 8. The display data is generated by combining the information. The conversion circuit performs D / A conversion and television format conversion on the display data to generate a video signal, and displays it on a color monitor such as a CRT or a liquid crystal display. At this time, the post-treatment blood flow information Vb having color tone, brightness, and opacity for highlighting as a treatment remnant is superimposed on the pre-treatment blood flow information Va and displayed on the color monitor. Further, the blood flow information V2 may be blinked to further highlight the treatment residue, and the blood flow information Va and the blood flow information Vb may be displayed in parallel or the blood flow information Vb may be displayed alone. .

一方、入力部7は、操作パネル上にキーボード、トラックボール、マウス等の入力デバイスと表示パネルを備えたインタラクティブなインターフェースであり、患者情報や各種コマンド信号の入力、超音波送受信条件の設定、各種画像データ生成条件の設定、MPR画像データの断面設定等を行ない、更に、治療効果判定用画像データの表示領域を設定するための最小半径R0、最大半径RN、球面の間隔ΔR及びマージンΔη、血管断面積の閾値α、画素閾値β等の設定を行なう。   On the other hand, the input unit 7 is an interactive interface including an input device such as a keyboard, a trackball, and a mouse on the operation panel and a display panel. The input unit 7 inputs patient information and various command signals, sets ultrasonic transmission / reception conditions, The image data generation conditions are set, the cross section of the MPR image data is set, and the minimum radius R0, the maximum radius RN, the spherical interval ΔR and the margin Δη for setting the display area of the therapeutic effect determination image data, blood vessels The cross-sectional area threshold value α, the pixel threshold value β, and the like are set.

次に、システム制御部8は、図示しないCPUと記憶回路を備え、入力部7からの指示信号に基づいて、上記各ユニットの制御やシステム全体の制御を統括して行なう。特に、図2に示した送信部12の送信遅延回路122及び受信部13の受信遅延回路132における遅延時間を制御し、治療前及び治療後の当該患者に対し3次元超音波走査を行なう。尚、治療効果判定用画像データ表示領域の設定における各種条件は自己の記憶回路に予め保管されていてもよい。   Next, the system control unit 8 includes a CPU and a storage circuit (not shown), and performs overall control of each unit and control of the entire system based on an instruction signal from the input unit 7. In particular, the delay times in the transmission delay circuit 122 of the transmission unit 12 and the reception delay circuit 132 of the reception unit 13 shown in FIG. 2 are controlled, and three-dimensional ultrasonic scanning is performed on the patient before and after treatment. Various conditions for setting the therapeutic effect determination image data display area may be stored in advance in its own storage circuit.

(治療効果判定用画像データの生成手順)
次に、治療効果の判定を目的とした治療効果判定用画像データの生成手順につき図9のフローチャートに沿って説明する。尚、以下では、領域設定部4が設定した治療効果判定用画像データの表示領域における治療前のドプラモードVR画像データと治療後のドプラモードVR画像データ及びBモードVR画像データを超音波プローブ11の位置情報に基づいて合成し、治療効果判定用画像データを生成する場合について述べるが、これに限定されない。
(Procedure for generating therapeutic effect image data)
Next, a procedure for generating therapeutic effect determination image data for the purpose of determining a therapeutic effect will be described with reference to the flowchart of FIG. Hereinafter, the Doppler mode VR image data before the treatment, the Doppler mode VR image data after the treatment, and the B mode VR image data in the display region of the treatment effect determination image data set by the region setting unit 4 are used as the ultrasonic probe 11. Although the case where it combines based on the positional information of this and produces | generates the therapeutic effect determination image data is described, it is not limited to this.

当該患者に対する3次元超音波走査に先立ち、画像診断・治療支援装置100の操作者は、入力部7において患者情報を入力すると共に超音波送受信条件や画像データ生成条件の初期設定を行ない、更に、治療効果判定用画像データの表示領域を設定するための最小半径R0、最大半径RN、球面の間隔ΔR及びマージンΔη、血管断面積の閾値α、画素閾値β等の設定を行なう(図9のステップS1)。   Prior to the three-dimensional ultrasonic scanning for the patient, the operator of the image diagnosis / treatment support apparatus 100 inputs patient information at the input unit 7 and performs initial setting of ultrasonic transmission / reception conditions and image data generation conditions. A minimum radius R0, a maximum radius RN, a spherical interval ΔR and a margin Δη, a blood vessel cross-sectional area threshold value α, a pixel threshold value β, and the like are set for setting the display area of the therapeutic effect determination image data (step in FIG. 9). S1).

次いで、操作者は、治療前の当該患者に対する超音波造影剤の投与と超音波プローブ11の配設を行なった後(図9のステップS2)、入力部7にて超音波3次元走査を開始するためのコマンド信号を入力する。そして、このコマンド信号がシステム制御部8に供給されることにより、治療前における第1の画像データの生成が開始される。   Next, the operator administers the ultrasound contrast agent to the patient before treatment and disposes the ultrasound probe 11 (step S2 in FIG. 9), and then starts ultrasound three-dimensional scanning at the input unit 7. Input a command signal to Then, by supplying this command signal to the system control unit 8, the generation of the first image data before the treatment is started.

第1の画像データの生成に際し、図2に示した送信部12のレートパルス発生器121は、システム制御部8から供給された制御信号に従い、当該患者の体内に放射される送信超音波の繰り返し周期(レート周期)を決定するレートパルスを生成し送信遅延回路122に供給する。送信遅延回路122は、システム制御部8から供給される制御信号に基づいて送信超音波を集束するための遅延時間と、最初の走査方向(θ1、φ1)に送信するための遅延時間を前記レートパルスに与え、このレートパルスをNoチャンネルの駆動回路123に供給する。次いで、駆動回路123は、送信遅延回路122から供給されたレートパルスに基づいて駆動信号を生成し、この駆動信号を超音波プローブ11におけるNo個の超音波振動素子に供給して当該患者の体内に送信超音波を放射する。   When generating the first image data, the rate pulse generator 121 of the transmission unit 12 shown in FIG. 2 repeats the transmission ultrasonic wave radiated into the body of the patient according to the control signal supplied from the system control unit 8. A rate pulse for determining a cycle (rate cycle) is generated and supplied to the transmission delay circuit 122. The transmission delay circuit 122 has a delay time for focusing the transmission ultrasonic wave based on a control signal supplied from the system control unit 8 and a delay time for transmitting in the first scanning direction (θ1, φ1) as the rate. This rate pulse is supplied to the No channel drive circuit 123. Next, the drive circuit 123 generates a drive signal based on the rate pulse supplied from the transmission delay circuit 122, supplies this drive signal to the No. ultrasonic transducer elements in the ultrasonic probe 11, and supplies the body of the patient. Transmitting ultrasonic waves to

放射された送信超音波の一部は、音響インピーダンスの異なる組織等の境界において反射し、更に、血管内に投与され血液と共に移動している超音波造影剤で反射した超音波反射波の周波数はドプラ偏移を受けて超音波プローブ11の超音波振動素子にて画像信号(受信信号)に変換される。次いで、この受信信号は、受信部13のA/D変換器131においてデジタル信号に変換された後、Noチャンネルの受信遅延回路132において所定の深さからの受信超音波を収束するための遅延時間と走査方向(θ1、φ1)からの受信超音波に対し強い受信指向性を設定するための遅延時間が与えられ、加算器133にて整相加算される。   A part of the transmitted ultrasonic wave is reflected at the boundary of tissues or the like having different acoustic impedances. Further, the frequency of the ultrasonic wave reflected by the ultrasonic contrast agent that is administered into the blood vessel and moves with the blood is as follows. In response to the Doppler shift, the ultrasonic vibration element of the ultrasonic probe 11 converts it into an image signal (reception signal). Next, this received signal is converted into a digital signal by the A / D converter 131 of the receiving unit 13, and then the delay time for converging the received ultrasonic wave from a predetermined depth in the No channel reception delay circuit 132. And a delay time for setting a strong reception directivity with respect to the received ultrasonic waves from the scanning direction (θ1, φ1), and the adder 133 performs phasing addition.

そして、整相加算後の受信信号が供給された画像データ生成部2のBモードデータ生成部21は、この受信信号に対して包絡線検波と対数変換を行なってBモードデータを生成し、データ記憶部24のBモードデータ記憶領域に保存する。   Then, the B-mode data generation unit 21 of the image data generation unit 2 to which the reception signal after the phasing addition is supplied performs envelope detection and logarithmic conversion on the reception signal to generate B-mode data. The data is stored in the B mode data storage area of the storage unit 24.

走査方向(θ1、φ1)におけるBモードデータの生成と保存が終了したならば、システム制御部8は、送信部12の送信遅延回路122及び受信部13の受信遅延回路132における遅延時間を制御して超音波の走査方向がθ方向にΔθ、φ方向にΔφずつ順次更新された(θp、φq)(θp=θ1+(p−1)Δθ(p=2〜P)、φq=φ1+(q−1)Δφ(q=2〜Q))の各々に対して同様の手順で超音波を送受信して3次元超音波走査を行なう。そして、各々の走査方向にて得られたBモードデータはデータ記憶部24のBモードデータ記憶領域に順次保存されて治療前の第1のBモードボリュームデータが生成され、更に、位置情報計測部3から供給される超音波プローブ11の位置情報が前記Bモードボリュームデータに付加される。   When the generation and storage of the B-mode data in the scanning direction (θ1, φ1) is completed, the system control unit 8 controls the delay time in the transmission delay circuit 122 of the transmission unit 12 and the reception delay circuit 132 of the reception unit 13. Thus, the ultrasonic scanning direction is sequentially updated by Δθ in the θ direction and Δφ in the φ direction (θp, φq) (θp = θ1 + (p−1) Δθ (p = 2 to P), φq = φ1 + (q− 1) Three-dimensional ultrasonic scanning is performed by transmitting and receiving ultrasonic waves to each of Δφ (q = 2 to Q)) in the same procedure. The B-mode data obtained in each scanning direction is sequentially stored in the B-mode data storage area of the data storage unit 24 to generate the first B-mode volume data before treatment, and the position information measurement unit 3 is added to the B-mode volume data.

一方、システム制御部8は、上述の走査方向(θp、φq)(p=1〜P、q=1〜Q)に対するBモードデータの収集を目的とした超音波送受信と略並行してこれらの走査方向に対するドプラモードデータの収集を目的とした超音波送受信を行なう。   On the other hand, the system control unit 8 performs these transmissions substantially in parallel with ultrasonic transmission / reception for the purpose of collecting B-mode data in the scanning direction (θp, φq) (p = 1 to P, q = 1 to Q). Ultrasonic transmission / reception is performed for the purpose of collecting Doppler mode data in the scanning direction.

即ち、システム制御部8は、先ず、送信部12の送信遅延回路122における送信遅延時間と受信部13の受信遅延回路132における受信遅延時間を制御して走査方向(θ1、φ1)に対する超音波送受信を所定回数(L回)繰り返し、各々の超音波送受信において受信部13から得られた受信信号は、画像データ生成部2のドプラ信号検出部22に供給される。そして、この受信信号は、ドプラ信号検出部22において直交位相検波されてドプラ信号が検出され、このドプラ信号はドプラモードデータ生成部23のドプラ信号記憶部231に一旦保存される。   That is, the system control unit 8 first controls the transmission delay time in the transmission delay circuit 122 of the transmission unit 12 and the reception delay time in the reception delay circuit 132 of the reception unit 13 to transmit / receive ultrasonic waves in the scanning direction (θ1, φ1). Is repeated a predetermined number of times (L times), and the reception signal obtained from the reception unit 13 in each ultrasonic transmission / reception is supplied to the Doppler signal detection unit 22 of the image data generation unit 2. The received signal is quadrature detected by the Doppler signal detection unit 22 to detect the Doppler signal, and the Doppler signal is temporarily stored in the Doppler signal storage unit 231 of the Doppler mode data generation unit 23.

走査方向(θ1、φ1)に対する所定回数(L回)の超音波送受信によって得られたドプラ信号の保存が終了したならば、システム制御部8は、ドプラ信号記憶部231に保存されているドプラ信号の中から所定位置(深さ)に対応したL個のドプラ信号を順次読み出してMTIフィルタ232に供給する。そして、MTIフィルタ232は、供給されたドプラ信号をフィルタ処理して血流ドプラ成分を抽出し、自己相関演算器233に供給する。   When the storage of the Doppler signal obtained by the predetermined number of times (L times) of ultrasonic transmission / reception in the scanning direction (θ1, φ1) is completed, the system control unit 8 stores the Doppler signal stored in the Doppler signal storage unit 231. The L Doppler signals corresponding to a predetermined position (depth) are sequentially read out from the signal and supplied to the MTI filter 232. Then, the MTI filter 232 filters the supplied Doppler signal to extract a blood flow Doppler component, and supplies it to the autocorrelation calculator 233.

自己相関演算器233は、MTIフィルタ232から供給されたドプラ信号を用いて自己相関演算を行ない、更に、この演算結果に基づいて血流情報を算出する。このような演算を、走査方向θ1の他の位置(深さ)に対しても行ない、算出された走査方向(θ1、φ1)における血流情報をデータ記憶部24のドプラモードデータ記憶領域に保存する。   The autocorrelation calculator 233 performs autocorrelation calculation using the Doppler signal supplied from the MTI filter 232, and further calculates blood flow information based on the calculation result. Such calculation is also performed for other positions (depths) in the scanning direction θ1, and the blood flow information in the calculated scanning directions (θ1, φ1) is stored in the Doppler mode data storage area of the data storage unit 24. To do.

次に、システム制御部8は、上述の走査方向(θp、φq)(p=2〜P、q=2〜Q)に対しても同様の手順で超音波送受信を行なう。そして、各々の走査方向にて得られたドプラモードデータはデータ記憶部24のドプラモードデータ記憶領域に順次保存されて治療前のドプラモードボリュームデータが生成され、更に、位置情報計測部3から供給される超音波プローブ11の位置情報が前記ドプラモードボリュームデータに付加される(図9のステップS3)。   Next, the system control unit 8 performs ultrasonic transmission / reception in the above-described scanning direction (θp, φq) (p = 2 to P, q = 2 to Q) in the same procedure. The Doppler mode data obtained in each scanning direction is sequentially stored in the Doppler mode data storage area of the data storage unit 24 to generate pre-treatment Doppler mode volume data, and further supplied from the position information measurement unit 3 The position information of the ultrasonic probe 11 is added to the Doppler mode volume data (step S3 in FIG. 9).

上述の方法によって造影剤を投与した当該患者に対する治療前の第1のBモードボリュームデータ及びドプラモードボリュームデータの生成と保存が終了したならば、効果判定用画像データ生成部5におけるMPR画像データ生成部51は、画像データ生成部2のデータ記憶部24に保存された治療前の第1の画像データを読み出し、操作者が入力部7において設定した互いに直交する2つの断面におけるMPR画像データを生成して表示部6に表示する。   When the generation and storage of the first B-mode volume data and Doppler mode volume data before treatment for the patient to which the contrast agent is administered by the above-described method are completed, MPR image data generation in the effect determination image data generation unit 5 is performed. The unit 51 reads the first image data before treatment stored in the data storage unit 24 of the image data generation unit 2 and generates MPR image data in two orthogonal sections set by the operator in the input unit 7. And displayed on the display unit 6.

次いで、操作者は、表示部6に表示されたMPR画像データに対し腫瘍の中心を入力部7の入力デバイスを用いて指定し、領域設定部4は、入力部7から供給された腫瘍中心の指定信号に基づいて暫定的な腫瘍中心Coの座標を算出する。   Next, the operator designates the center of the tumor with respect to the MPR image data displayed on the display unit 6 by using the input device of the input unit 7, and the region setting unit 4 determines the tumor center supplied from the input unit 7. Based on the designation signal, the coordinates of the temporary tumor center Co are calculated.

更に、領域設定部4は、データ記憶部24に保存されている治療前の第1の画像データを読み出し、腫瘍中心Coを基準とした最小半径R0の球面における第1の画像データの血管領域(血管断面)を抽出する。同様にして、腫瘍中心Coを基準とした半径R1乃至RN(Rn=R0+nΔR、n=1乃至N)の球面における血管領域を抽出する。   Furthermore, the region setting unit 4 reads the first image data before treatment stored in the data storage unit 24, and the blood vessel region (first image data on the spherical surface having the minimum radius R0 with reference to the tumor center Co ( Extract blood vessel cross-section). Similarly, a blood vessel region on a spherical surface having radii R1 to RN (Rn = R0 + nΔR, n = 1 to N) with respect to the tumor center Co is extracted.

そして、各々の球面にて抽出された血管領域の半径方向に対する連続性を判定することにより血管の侵入方向を推定し、閾値αを越える血管断面積を有する球面を腫瘍表面と判定する。更に、領域設定部4は、腫瘍表面と判定された球面の半径Rxに所定マージンΔηを加算した半径Ryの球面で囲まれた範囲を治療効果判定用画像データの表示領域に設定する(図9のステップS4)。   Then, the invasion direction of the blood vessel is estimated by determining the continuity of the blood vessel region extracted from each spherical surface in the radial direction, and a spherical surface having a blood vessel cross-sectional area exceeding the threshold value α is determined as the tumor surface. Further, the region setting unit 4 sets a range surrounded by a spherical surface having a radius Ry obtained by adding a predetermined margin Δη to the radius Rx of the spherical surface determined to be the tumor surface as a display region for the therapeutic effect determination image data (FIG. 9). Step S4).

一方、効果判定用画像データ生成部5の3次元画像データ生成部52における不透明度・色調設定部521は、前記データ記憶部24に保存されている治療前の第1の画像データを読み出し、この画像データの各画素値(ボクセル値)に基づいて不透明度や色調を設定する。   On the other hand, the opacity / tone setting unit 521 in the three-dimensional image data generation unit 52 of the effect determination image data generation unit 5 reads the first image data before treatment stored in the data storage unit 24, and this Opacity and color tone are set based on each pixel value (voxel value) of image data.

又、レンダリング処理部522は、前記データ記憶部24に保存されている治療前の第1の画像データを読み出す。そして、不透明度・色調設定部521が設定した不透明度や色調の情報に基づいて前記第1の画像データをレンダリング処理して治療前の3次元画像データを生成し3次元画像データ記憶部53に保存する(図9のステップS5)。   The rendering processing unit 522 reads the first image data before treatment stored in the data storage unit 24. Then, the first image data is rendered based on the opacity and color tone information set by the opacity / color tone setting unit 521 to generate pre-treatment 3D image data in the 3D image data storage unit 53. Save (step S5 in FIG. 9).

次に、操作者は、超音波プローブ11を治療前の位置に保持したまま、例えば、効果判定用画像データ生成部5のMPR画像データ生成部51が引き続き生成する治療中のMPR画像データを表示部6において観察し、このMPR画像データの腫瘍組織や腫瘍血管に対する穿刺針先端部の挿入方向や挿入位置を確認しながら当該患者に対する穿刺治療を行なう(図9のステップS6)。   Next, the operator displays, for example, MPR image data during treatment, which is continuously generated by the MPR image data generation unit 51 of the effect determination image data generation unit 5 while holding the ultrasonic probe 11 at the position before the treatment. A puncture treatment is performed on the patient while observing in the unit 6 and confirming the insertion direction and insertion position of the tip of the puncture needle with respect to the tumor tissue and tumor blood vessel in the MPR image data (step S6 in FIG. 9).

そして、予め設定された期間における穿刺治療が終了したならば、操作者は、当該患者に対して再度超音波造影剤を投与した後(図9のステップS7)、入力部7にて治療効果判定用画像データの生成開始コマンドを入力する。このコマンド信号を受信したシステム制御部8は、信号検出部1及び画像データ生成部2を制御して上述のステップS3と同様の手順により治療後の第2の画像データを生成する。そして、得られた第2の画像データは、位置情報計測部3から供給される超音波プローブ11の位置情報と共にデータ記憶部24に一旦保存される(図9のステップS8)。   If the puncture treatment in the preset period is completed, the operator again administers the ultrasound contrast agent to the patient (step S7 in FIG. 9), and then determines the therapeutic effect at the input unit 7. Enter the image data generation start command. Receiving this command signal, the system control unit 8 controls the signal detection unit 1 and the image data generation unit 2 to generate second image data after treatment by the same procedure as in step S3 described above. Then, the obtained second image data is temporarily stored in the data storage unit 24 together with the position information of the ultrasonic probe 11 supplied from the position information measurement unit 3 (step S8 in FIG. 9).

次に、効果判定用画像データ生成部5の3次元画像データ生成部52における不透明度・色調設定部521は、前記データ記憶部24に保存されている治療後の第2の画像データを読み出し、この画像データの各画素値(ボクセル値)に基づいて不透明度や色調を設定する。そして、レンダリング処理部522は、画像データ生成部2のデータ記憶部24に保存された治療後の第2の画像データを読み出し、不透明度・色調設定部521が設定した不透明度や色調の情報に基づいてレンダリング処理し治療後の3次元画像データを生成する(図9のステップS9)。   Next, the opacity / color tone setting unit 521 in the three-dimensional image data generation unit 52 of the effect determination image data generation unit 5 reads the second image data after treatment stored in the data storage unit 24, Opacity and color tone are set based on each pixel value (voxel value) of the image data. Then, the rendering processing unit 522 reads the second image data after the treatment stored in the data storage unit 24 of the image data generation unit 2 and uses the opacity and color tone information set by the opacity / color tone setting unit 521. Based on the rendering processing, three-dimensional image data after treatment is generated (step S9 in FIG. 9).

一方、3次元画像データ合成部54は、3次元画像データ記憶部53に保存された上述の表示領域における治療前の3次元画像データと、3次元画像データ生成部52が生成した前記表示領域における治療後の3次元画像データを合成して治療効果判定用画像データを生成する(図9のステップS10)。   On the other hand, the three-dimensional image data composition unit 54 stores the three-dimensional image data before treatment in the display area stored in the three-dimensional image data storage unit 53 and the display area generated by the three-dimensional image data generation unit 52. The three-dimensional image data after treatment is synthesized to generate treatment effect determination image data (step S10 in FIG. 9).

尚、治療効果判定用画像データの生成に際し、本実施例における3次元画像データ合成部54は、治療前の第1の画像データに基づいて生成されたドプラモードVR画像データにおける3次元血流情報と治療後の第2の画像データに基づいて生成されたBモードVR画像データにおける3次元腫瘍組織情報及びドプラモードVR画像データにおける3次元血流情報を所定フォーマットで合成して治療効果判定用画像データを生成する。   In generating the treatment effect determination image data, the three-dimensional image data synthesis unit 54 in this embodiment uses the three-dimensional blood flow information in the Doppler mode VR image data generated based on the first image data before treatment. 3D tumor tissue information in the B-mode VR image data generated based on the second image data after treatment and the 3D blood flow information in the Doppler mode VR image data in a predetermined format to synthesize the therapeutic effect determination image Generate data.

但し、治療前のドプラモードVR画像データにおける3次元血流情報と治療後のBモードVR画像データにおける3次元腫瘍組織情報及びドプラモードVR画像データにおける3次元血流情報との合成は、これらの画像データの生成に用いたボリュームデータの付帯情報である超音波プローブ11の位置情報に基づいて行なわれる。   However, the synthesis of the three-dimensional blood flow information in the pre-treatment Doppler mode VR image data with the three-dimensional tumor tissue information in the B-mode VR image data after treatment and the three-dimensional blood flow information in the Doppler mode VR image data, This is performed based on the position information of the ultrasonic probe 11 which is supplementary information of the volume data used for generating the image data.

一方、表示部6は、3次元画像データ合成部54において生成された治療効果判定用画像データを所定の表示フォーマットに変換した後、システム制御部8から供給された患者情報や画像データ生成条件等の情報を合成し、更に、D/A変換とテレビフォーマット変換を行なってCRTあるいは液晶等のカラーモニタに表示する(図9のステップS11)。   On the other hand, the display unit 6 converts the treatment effect determination image data generated by the three-dimensional image data synthesis unit 54 into a predetermined display format, and then receives patient information, image data generation conditions, and the like supplied from the system control unit 8. Are further subjected to D / A conversion and television format conversion and displayed on a color monitor such as a CRT or liquid crystal (step S11 in FIG. 9).

次に、操作者は、表示部6に表示された治療効果判定用画像データにおける腫瘍血管の途絶状態から治療効果を判定し(図9のステップS12)、十分な治療効果が得られていない場合には、上述のステップS6乃至S11を繰り返し行なう。一方、十分な治療効果が確認された場合には、当該患者に対する治療を終了する(図9のステップS13)。   Next, the operator determines the therapeutic effect from the disrupted state of the tumor blood vessel in the therapeutic effect determination image data displayed on the display unit 6 (step S12 in FIG. 9), and a sufficient therapeutic effect is not obtained. The above steps S6 to S11 are repeated. On the other hand, when a sufficient therapeutic effect is confirmed, the treatment for the patient is terminated (step S13 in FIG. 9).

以上述べた本発明の実施例によれば、治療前及び治療後の患者から得られた画像データを用いて治療効果の判定を行なう際、当該患者から得られた治療前の画像データにおける血流情報と治療後の画像データにおける血流情報を合成して表示することにより治療効果を容易に判定することができる。又、焼灼治療時における病巣部組織の破壊や気泡の発生等に伴なって実質臓器情報や腫瘍組織情報の観察が著しく困難になるような場合であっても、血流情報を捉えることにより治療効果に関する情報を安定して収集することができる。特に、前記血流情報は、血管内における血球あるいは造影剤の流れに伴なうドプラ信号に基づいて生成されるため常に高感度で得ることができる。   According to the embodiment of the present invention described above, blood flow in the pre-treatment image data obtained from the patient when the treatment effect is determined using the image data obtained from the patient before and after the treatment. The therapeutic effect can be easily determined by combining and displaying the information and blood flow information in the image data after treatment. Even if it is difficult to observe real organ information or tumor tissue information due to destruction of lesion tissue or generation of bubbles during cauterization treatment, treatment can be performed by capturing blood flow information. Information on effects can be collected stably. In particular, the blood flow information is always generated with high sensitivity because it is generated based on a Doppler signal associated with the flow of blood cells or contrast agent in the blood vessel.

一方、治療前及び治療後における腫瘍血管の血流情報と治療後の実質臓器情報や腫瘍組織情報を同時に表示しているため、腫瘍血管があまり造成されていない部分に対しても治療効果を判定することができる。   On the other hand, blood flow information of tumor blood vessels before and after treatment, and real organ information and tumor tissue information after treatment are displayed at the same time, so the therapeutic effect is judged even on the part where tumor blood vessels are not well formed can do.

更に、治療前に得られた3次元血流情報と治療後に得られた3次元血流情報及び3次元腫瘍組織情報を合成して治療効果判定用画像データを生成しているため、広範囲における治療効果の情報を短時間で漏れなく捉えることが可能となる。   Furthermore, since the three-dimensional blood flow information obtained before the treatment, the three-dimensional blood flow information obtained after the treatment, and the three-dimensional tumor tissue information are synthesized to generate the therapeutic effect determination image data, the treatment over a wide range It is possible to capture the effect information without omission in a short time.

又、上述の実施例によれば、治療効果判定用画像データの表示領域を設定しているため、この表示領域外に存在する周囲臓器や周囲血管に妨げられることなく腫瘍血管や腫瘍組織の3次元情報を観測することができる。この場合、前記表示領域は、腫瘍表面を走行する腫瘍血管の血流情報に基づいて設定しているため腫瘍血管情報や腫瘍組織情報を効率よく(過不足無く)選択して表示することが可能となる。   Further, according to the above-described embodiment, since the display area of the therapeutic effect determination image data is set, the tumor blood vessels and tumor tissues 3 are not obstructed by the surrounding organs and the surrounding blood vessels existing outside the display area. Dimensional information can be observed. In this case, since the display area is set based on blood flow information of tumor blood vessels running on the tumor surface, it is possible to select and display tumor blood vessel information and tumor tissue information efficiently (without excess or deficiency). It becomes.

更に、小型で軽量な2次元アレイ超音波プローブを有する超音波診断装置を用いて治療前及び治療後の3次元画像データを生成しているため治療効果判定用画像データのリアルタイム表示が可能となり、この治療効果判定用画像データを観測しながら焼灼治療を行なうことも可能となる。   Furthermore, since 3D image data before and after treatment is generated using an ultrasound diagnostic apparatus having a small and lightweight 2D array ultrasound probe, real-time display of image data for treatment effect determination becomes possible. It is possible to perform cauterization treatment while observing the therapeutic effect determination image data.

以上述べたように、上述の実施例によれば、腫瘍に対する焼灼治療の効果判定を短時間かつ高精度で行なうことができる。このため、治療に対する安全性が向上すると共に治療効率が改善され、更に、患者や操作者の負担が軽減される。   As described above, according to the above-described embodiment, it is possible to determine the effect of ablation treatment on a tumor in a short time and with high accuracy. For this reason, the safety with respect to the treatment is improved, the treatment efficiency is improved, and the burden on the patient and the operator is further reduced.

以上、本発明の実施例について述べてきたが、本発明は、上述の実施例に限定されるものではなく、変形して実施することが可能である。例えば、上述の実施例では、超音波振動素子が2次元配列された2次元アレイ超音波プローブ11を用い、当該患者に対する治療前及び治療後の画像データ(ボリュームデータ)を生成する場合について述べたが、1次元アレイ超音波プローブを用いてもよい。例えば、1次元アレイ超音波プローブを手動あるいは別途設けられた移動機構を用いて所定方向に移動することにより治療前の第1の画像データ及び治療後の第2の画像データを生成し、これらの画像データに基づいて治療効果判定用画像データを生成する。2次元アレイ超音波プローブ11の替わりに素子数の少ない1次元アレイ超音波プローブを用いることにより信号検出部1における送信部12及び受信部13の構成を簡単にすることができる。   As mentioned above, although the Example of this invention has been described, this invention is not limited to the above-mentioned Example, It can change and implement. For example, in the above-described embodiment, the case where the two-dimensional array ultrasonic probe 11 in which the ultrasonic vibration elements are two-dimensionally arranged is used to generate image data (volume data) before and after the treatment is described. However, a one-dimensional array ultrasonic probe may be used. For example, the first image data before the treatment and the second image data after the treatment are generated by moving the one-dimensional array ultrasonic probe in a predetermined direction manually or using a separately provided moving mechanism. Based on the image data, therapeutic effect determination image data is generated. By using a one-dimensional array ultrasonic probe with a small number of elements instead of the two-dimensional array ultrasonic probe 11, the configuration of the transmission unit 12 and the reception unit 13 in the signal detection unit 1 can be simplified.

又、上述の実施例では、当該患者から得られたドプラモードデータに基づいて腫瘍血管における治療前及び治療後の血流情報を収集したが、Bモードデータに基づいて前記血流情報を収集してもよい。治療前のBモードVR画像データと治療後のBモードVR画像データを合成して治療効果判定用画像データを生成することにより、画像データ生成部2におけるドプラ信号検出部22及びドプラモードデータ生成部23が不要となり装置構成が簡単になる。この場合、治療前及び治療後の当該患者に超音波造影剤を投与することにより血流情報を高感度で収集することができる。   In the above-described embodiment, blood flow information before and after treatment in the tumor blood vessel is collected based on the Doppler mode data obtained from the patient. However, the blood flow information is collected based on the B mode data. May be. The Doppler signal detection unit 22 and the Doppler mode data generation unit in the image data generation unit 2 are generated by synthesizing the B mode VR image data before the treatment and the B mode VR image data after the treatment to generate the treatment effect determination image data. 23 becomes unnecessary, and the apparatus configuration is simplified. In this case, blood flow information can be collected with high sensitivity by administering an ultrasound contrast agent to the patient before and after treatment.

一方、治療効果判定用画像データの表示領域の設定では、治療前の第1の画像データに基づいて生成されたMPR画像データにおいて腫瘍中心の設定を行なったが、治療後の第2の画像データを用いて同様の設定を行なってもよい。又、腫瘍中心に挿入した穿刺針先端部の位置情報を、例えば、特開平3−224549号公報等に記載された方法によって検出し、この検出結果に基づいて前記腫瘍中心を設定してもよい。この方法によれば腫瘍中心の設定は自動的に行なわれるため操作者の負担が軽減され治療効率が向上する。   On the other hand, in the setting of the display area of the treatment effect determination image data, the tumor center is set in the MPR image data generated based on the first image data before treatment, but the second image data after treatment is set. The same setting may be performed using. Further, the position information of the tip of the puncture needle inserted into the tumor center may be detected by a method described in, for example, Japanese Patent Laid-Open No. 3-224549, and the tumor center may be set based on the detection result. . According to this method, since the tumor center is automatically set, the burden on the operator is reduced and the treatment efficiency is improved.

又、前記表示領域における治療前及び治療後の3次元画像データを合成して治療効果判定用画像データを生成する場合について述べたが、前記表示領域において治療前及び治療後の3次元画像データを生成し、得られた3次元画像データを合成して治療効果判定用画像データを生成してもよい。又、広範囲で生成された治療効果判定用画像データの中から前記表示領域における治療効果判定用画像データを抽出して表示部6に表示してもよい。   Further, the case where the image data for treatment effect determination is generated by combining the three-dimensional image data before and after the treatment in the display area has been described. However, the three-dimensional image data before and after the treatment is generated in the display area. The therapeutic effect determination image data may be generated by synthesizing the generated three-dimensional image data. Further, the therapeutic effect determination image data in the display area may be extracted from the therapeutic effect determination image data generated in a wide range and displayed on the display unit 6.

更に、上述の実施例では、治療前及び治療後の血流情報と共に治療後の腫瘍組織情報を合成することにより、例えば、穿刺治療によって焼灼された腫瘍組織の状態も同時に観察することが可能となるが、治療後の腫瘍組織情報の替わりに治療前の腫瘍組織情報を上述の血流情報に合成して治療効果判定用画像データを生成してもよい。既に述べたように治療後の腫瘍組織では組織の破壊や気泡の発生等により鮮明な画像を得ることが困難となるが、治療前の腫瘍組織情報を用いることによりこのような問題点を解決することができる。   Furthermore, in the above-described embodiment, by combining the pre-treatment and post-treatment blood flow information together with post-treatment tumor tissue information, for example, it is possible to simultaneously observe the state of the tumor tissue cauterized by puncture treatment. However, instead of the post-treatment tumor tissue information, the pre-treatment tumor tissue information may be combined with the blood flow information to generate the therapeutic effect determination image data. As described above, it is difficult to obtain a clear image due to tissue destruction or generation of bubbles in the tumor tissue after treatment, but this problem is solved by using the tumor tissue information before treatment. be able to.

又、当該患者に対して超音波造影剤を投与することにより治療前及び治療後の血流情報を高感度で収集することができるが、超音波造影剤を投与せずに治療後の血流情報を収集してもよい。この場合、上述の実施例と同様にして治療前の血流情報に治療後の血流情報をそのまま重畳して治療効果判定用画像データを生成してもよいが、治療後の画像データにおいて血流情報が検出された場合には、その旨を示すグラフィックデータあるいはテキストデータを治療前の血流情報に合成して治療効果判定用画像データを生成してもよい。この方法によれば、治療後の血流情報に対する検出感度が著しく劣る場合でも治療遺残部の存在を強調表示することができる。   In addition, blood flow information before and after treatment can be collected with high sensitivity by administering an ultrasonic contrast agent to the patient, but blood flow after treatment without administering an ultrasonic contrast agent. Information may be collected. In this case, the treatment effect determination image data may be generated by directly superimposing the blood flow information after the treatment on the blood flow information before the treatment as in the above-described embodiment. When flow information is detected, graphic data or text data indicating that may be combined with blood flow information before treatment to generate therapeutic effect determination image data. According to this method, even when the detection sensitivity with respect to blood flow information after treatment is remarkably inferior, the presence of a treatment residue can be highlighted.

一方、上述の実施例では、超音波診断装置による3次元走査によって治療前及び治療後の画像データ(ボリュームデータ)を生成する場合について述べたが、超音波診断装置の替わりに、3次元の血流情報や実質臓器情報の観察が可能なX線CT装置やMRI装置等を用いてもよい。X線CT装置では、静脈注入法による造影CT撮像あるいはカテーテル注入によるCTアンジオ撮像によって得られた画像データのCT値に基づいて治療前及び治療後の血流情報を得ることができる。この場合、治療前あるいは治療後の実質臓器情報は通常のCT撮像によって収集される。又、MRI装置では、MRA(MRアンジオグラフィ)と通常のT1強調撮像やT2強調撮像により治療前及び治療後の血流情報と実質臓器情報を容易に得ることが可能となる。そして、X線CT装置やMRI装置を用いることにより、治療前の画像データと治療後の画像データの合成を精度よく行なうことができる。   On the other hand, in the above-described embodiment, the case where image data (volume data) before and after treatment is generated by three-dimensional scanning by the ultrasonic diagnostic apparatus has been described. However, three-dimensional blood is used instead of the ultrasonic diagnostic apparatus. An X-ray CT apparatus, an MRI apparatus, or the like that can observe flow information and real organ information may be used. In the X-ray CT apparatus, blood flow information before and after treatment can be obtained based on the CT value of image data obtained by contrast CT imaging by intravenous injection or CT angio imaging by catheter injection. In this case, real organ information before or after treatment is collected by normal CT imaging. The MRI apparatus can easily obtain blood flow information and real organ information before and after treatment by MRA (MR angiography) and normal T1-weighted imaging and T2-weighted imaging. By using an X-ray CT apparatus or an MRI apparatus, it is possible to accurately synthesize image data before treatment and image data after treatment.

本発明の実施例における画像診断・治療支援装置の全体構成を示すブロック図。1 is a block diagram showing an overall configuration of an image diagnosis / treatment support apparatus according to an embodiment of the present invention. 同実施例の画像診断・治療支援装置が備える信号検出部の構成を示すブロック図。The block diagram which shows the structure of the signal detection part with which the image diagnosis / treatment assistance apparatus of the Example is provided. 同実施例の画像診断・治療支援装置が備える画像データ生成部の構成を示すブロック図。The block diagram which shows the structure of the image data generation part with which the image diagnosis / treatment assistance apparatus of the Example is provided. 同実施例の画像診断・治療支援装置が備える効果判定用画像データ生成部の構成を示すブロック図。The block diagram which shows the structure of the image data generation part for an effect determination with which the image diagnosis / treatment assistance apparatus of the Example is provided. 同実施例における治療効果判定用画像データ表示領域の設定方法を説明するための図。The figure for demonstrating the setting method of the image data display area for treatment effect determination in the Example. 同実施例における血管領域の連続性を説明するための図。The figure for demonstrating the continuity of the blood vessel area | region in the Example. 同実施例における血管断面積と腫瘍表面の関係を示す図。The figure which shows the relationship between the blood vessel cross-sectional area and the tumor surface in the Example. 同実施例における治療効果判定用画像データの具体例を示す図。The figure which shows the specific example of the image data for treatment effect determination in the Example. 同実施例における治療効果判定用画像データの生成手順を示すフローチャート。The flowchart which shows the production | generation procedure of the image data for treatment effect determination in the Example.

符号の説明Explanation of symbols

1…信号検出部
2…画像データ生成部
3…位置情報計測部
4…領域設定部
5…効果判定用画像データ生成部
6…表示部
7…入力部
8…システム制御部
11…超音波プローブ
12…送信部
13…受信部
21…Bモードデータ生成部
22…ドプラ信号検出部
23…ドプラモードデータ生成部
24…データ記憶部
51…MPR画像データ生成部
52…3次元画像データ生成部
53…3次元画像データ記憶部
54…3次元画像データ合成部
521…不透明度・色調設定部
522…レンダリング処理部
100…画像診断・治療支援装置

DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 ... Signal detection part 2 ... Image data generation part 3 ... Position information measurement part 4 ... Area setting part 5 ... Image data generation part 6 for an effect determination ... Display part 7 ... Input part 8 ... System control part 11 ... Ultrasonic probe 12 ... Transmission unit 13 ... Reception unit 21 ... B mode data generation unit 22 ... Doppler signal detection unit 23 ... Doppler mode data generation unit 24 ... Data storage unit 51 ... MPR image data generation unit 52 ... 3D image data generation unit 53 ... 3 Dimensional image data storage unit 54 ... 3D image data synthesis unit 521 ... Opacity / color tone setting unit 522 ... Rendering processing unit 100 ... Image diagnosis / treatment support device

Claims (13)

画像データの生成に必要な画像信号を患者の治療対象領域から検出する信号検出手段と、
治療前の前記治療対象領域から得られた画像信号に基づく第1の画像データと治療後の前記治療対象領域から得られた画像信号に基づく第2の画像データを生成する画像データ生成手段と、
前記第1の画像データ及び前記第2の画像データに基づく血流情報を用いて治療効果判定用画像データを生成する効果判定用画像データ生成手段と、
前記治療効果判定用画像データを表示する表示手段を
備えたことを特徴とする画像診断・治療支援装置。
Signal detection means for detecting an image signal necessary for generating image data from a treatment target region of a patient;
Image data generating means for generating first image data based on an image signal obtained from the treatment target area before treatment and second image data based on an image signal obtained from the treatment target area after treatment;
Effect determination image data generating means for generating treatment effect determination image data using blood flow information based on the first image data and the second image data;
An image diagnosis / treatment support apparatus comprising display means for displaying the therapeutic effect determination image data.
前記画像データ生成手段は、信号検出手段が検出した前記画像信号に基づいて少なくとも血流情報あるいは血流情報と実質臓器情報を有する前記第1の画像データ及び前記第2の画像データを生成することを特徴とする請求項1記載の画像診断・治療支援装置。   The image data generation means generates the first image data and the second image data having at least blood flow information or blood flow information and substantial organ information based on the image signal detected by the signal detection means. The image diagnosis / treatment support apparatus according to claim 1. 前記効果判定用画像データ生成手段は、前記第1の画像データ及び前記第2の画像データに基づく血流情報と前記第1の画像データあるいは前記第2の画像データに基づく実質臓器情報を用いて前記治療効果判定用画像データを生成することを特徴とする請求項1又は請求項2に記載した画像診断・治療支援装置。   The effect determination image data generation means uses blood flow information based on the first image data and the second image data, and substantial organ information based on the first image data or the second image data. The image diagnosis / treatment support apparatus according to claim 1, wherein the image data for determination of treatment effect is generated. 前記治療対象領域における3次元情報を収集するための制御手段を備え、前記画像データ生成手段は、前記制御手段の制御によって得られた前記治療対象領域からの前記画像信号に基づいて前記第1の画像データ及び前記第2の画像データを生成し、前記効果判定用画像データ生成手段は、前記第1の画像データ及び前記第2の画像データの各々に基づいて生成した3次元画像データにおける3次元血流情報と前記第1の画像データあるいは前記第2の画像データに基づいて生成した3次元画像データにおける3次元実質臓器情報を用いて前記治療効果判定用画像データを生成することを特徴とする請求項3記載の画像診断・治療支援装置。   Control means for collecting three-dimensional information in the treatment target area, wherein the image data generation means is based on the first image signal from the treatment target area obtained by the control of the control means. The image data and the second image data are generated, and the effect determination image data generation means generates a three-dimensional image in the three-dimensional image data generated based on each of the first image data and the second image data. The therapeutic effect determination image data is generated using blood flow information and three-dimensional real organ information in the three-dimensional image data generated based on the first image data or the second image data. The image diagnosis / treatment support apparatus according to claim 3. 前記効果判定用画像データ生成手段は3次元画像データ生成手段を備え、前記3次元画像データ生成手段は、前記第1の画像データ及び前記第2の画像データをレンダリング処理して前記3次元画像データを生成することを特徴とする請求項4記載の画像診断・治療支援装置。   The effect determination image data generation means includes a three-dimensional image data generation means, and the three-dimensional image data generation means renders the first image data and the second image data to perform the three-dimensional image data. The image diagnosis / treatment support apparatus according to claim 4, wherein: 領域設定手段を備え、前記領域設定手段は、前記第1の画像データの3次元血流情報に基づいて表示領域を設定し、前記効果判定用画像データ生成手段は、前記表示領域における前記3次元血流情報と前記3次元実質臓器情報に基づいて前記治療効果判定用画像データを生成することを特徴とする請求項4記載の画像診断・治療支援装置。   An area setting unit, wherein the area setting unit sets a display area based on the three-dimensional blood flow information of the first image data, and the effect determination image data generation unit includes the three-dimensional image in the display area. The image diagnosis / treatment support apparatus according to claim 4, wherein the image data for treatment effect determination is generated based on blood flow information and the three-dimensional real organ information. 前記効果判定用画像データ生成手段は、前記第1の画像データに基づく3次元血流情報に前記第2の画像データに基づく3次元血流情報を重畳して前記治療効果判定用画像データを生成することを特徴とする請求項4又は請求項6に記載した画像診断・治療支援装置。   The effect determination image data generation unit generates the treatment effect determination image data by superimposing the three-dimensional blood flow information based on the second image data on the three-dimensional blood flow information based on the first image data. The image diagnosis / treatment support apparatus according to claim 4, wherein the image diagnosis / treatment support apparatus is provided. 前記効果判定用画像データ生成手段は、前記第2の画像データに基づく3次元血流情報を示すグラフィックデータあるいはテキストデータを前記第1の画像データに基づく3次元血流情報に重畳して前記治療効果判定用画像データを生成することを特徴とする請求項4又は請求項6に記載した画像診断・治療支援装置。   The effect determination image data generation means superimposes graphic data or text data indicating three-dimensional blood flow information based on the second image data on the three-dimensional blood flow information based on the first image data. The image diagnosis / treatment support apparatus according to claim 4 or 6, wherein the image data for effect determination is generated. 前記画像データ生成手段は、造影剤を投与した当該患者に対して前記信号検出手段が検出した画像信号に基づき前記第1の画像データを生成することを特徴とする請求項1記載の画像診断・治療支援装置。   2. The image diagnosis / image processing unit according to claim 1, wherein the image data generation unit generates the first image data based on an image signal detected by the signal detection unit with respect to the patient who has received a contrast medium. Treatment support device. 前記画像データ生成手段は、前記信号検出手段によって得られた前記画像信号のドプラ情報及び振幅情報の少なくとも何れかを検出し、これらの情報に基づいて前記第1の画像データ及び前記第2の画像データを生成することを特徴とする請求項1記載の画像診断・治療支援装置。   The image data generation means detects at least one of Doppler information and amplitude information of the image signal obtained by the signal detection means, and based on these information, the first image data and the second image The image diagnosis / treatment support apparatus according to claim 1, wherein data is generated. 前記効果判定用画像データ生成手段は、MRI装置、X線CT装置あるいは超音波診断装置の何れかが生成した前記第1の画像データ及び前記第2の画像データに基づく3次元血流情報と前記第1の画像データあるいは前記第2の画像データに基づく3次元実質臓器情報を用いて前記治療効果判定用画像データを生成することを特徴とする請求項4又は請求項6に記載した画像診断・治療支援装置。   The effect determination image data generation means includes three-dimensional blood flow information based on the first image data and the second image data generated by any of an MRI apparatus, an X-ray CT apparatus, and an ultrasonic diagnostic apparatus, and the 7. The image diagnosis / diagnosis according to claim 4 or 6, wherein the image data for treatment effect determination is generated using three-dimensional parenchymal organ information based on the first image data or the second image data. Treatment support device. 患者の治療対象領域における3次元情報を収集するための制御手段と、
画像データの生成に必要な画像信号を前記治療対象領域から検出する信号検出手段と、
前記制御手段により治療前の前記治療対象領域から得られた画像信号に基づく第1の画像データと治療後の前記治療対象領域から得られた画像信号に基づく第2の画像データを生成する画像データ生成手段と、
前記第1の画像データ及び前記第2の画像データの各々に基づいて生成した3次元画像データにおける3次元血流情報と前記第1の画像データあるいは前記第2の画像データに基づいて生成した3次元画像データにおける3次元実質臓器情報を用いて治療効果判定用画像データを生成する効果判定用画像データ生成手段と、
前記治療効果判定用画像データを表示する表示手段を
備えたことを特徴とする画像診断・治療支援装置。
Control means for collecting three-dimensional information in the area to be treated of the patient;
Signal detection means for detecting an image signal necessary for generating image data from the treatment target region;
Image data for generating first image data based on an image signal obtained from the treatment target region before treatment by the control means and second image data based on an image signal obtained from the treatment target region after treatment. Generating means;
3 generated based on the three-dimensional blood flow information in the three-dimensional image data generated based on each of the first image data and the second image data and the first image data or the second image data. Effect determination image data generation means for generating therapeutic effect determination image data using three-dimensional real organ information in the two-dimensional image data;
An image diagnosis / treatment support apparatus comprising display means for displaying the therapeutic effect determination image data.
信号検出手段が、治療前の治療対象領域から画像信号を検出するステップと、
画像データ生成手段が、前記画像信号に基づいて3次元血流情報及び3次元実質臓器情報の少なくとも何れかを含む第1の画像データを生成するステップと、
領域設定部が、前記第1の画像データを用いて治療効果判定用画像データの表示領域を設定するステップと、
前記信号検出手段が、治療後の前記治療対象領域から画像信号を検出するステップと、
前記画像データ生成手段が、前記画像信号に基づいて3次元血流情報及び3次元実質臓器情報の少なくとも何れかを含む第2の画像データを生成するステップと、
効果判定用画像データ生成手段が、前記第1の画像データ及び前記第2の画像データの各々における3次元血流情報と前記第1の画像データあるいは前記第2の画像データにおける3次元実質臓器情報を用い前記表示領域における治療効果判定用画像データを生成するステップを
有することを特徴とする治療効果判定用画像データ生成方法。

A signal detecting means for detecting an image signal from a treatment target area before treatment;
Image data generating means generating first image data including at least one of 3D blood flow information and 3D parenchymal organ information based on the image signal;
A region setting unit setting a display region of the therapeutic effect determination image data using the first image data;
The signal detection means detecting an image signal from the treatment target area after treatment;
The image data generating means generating second image data including at least one of three-dimensional blood flow information and three-dimensional parenchymal organ information based on the image signal;
The effect determination image data generating means includes three-dimensional blood flow information in each of the first image data and the second image data, and three-dimensional substantial organ information in the first image data or the second image data. A method for generating therapeutic effect determination image data, comprising the step of generating therapeutic effect determination image data in the display area by using.

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