JP2013192625A - Ultrasonic image diagnostic apparatus - Google Patents
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Abstract
Description
本発明は、超音波画像診断装置に関する。 The present invention relates to an ultrasonic diagnostic imaging apparatus.
従来、医師や技師等の操作者による操作に応じて、取得した超音波画像を静止画表示してフリーズ状態にする機能を有する超音波画像診断装置が知られている。 2. Description of the Related Art Conventionally, there has been known an ultrasonic diagnostic imaging apparatus having a function of displaying an acquired ultrasonic image as a still image and putting it in a frozen state in response to an operation by an operator such as a doctor or an engineer.
そして、このような超音波画像診断装置では、フリーズボタンの操作によりフリーズ状態と非フリーズ状態とに切り替えて、所望の画像を抽出することが行われている(例えば、特許文献1)。 In such an ultrasonic diagnostic imaging apparatus, a desired image is extracted by switching between a freeze state and a non-freeze state by operating a freeze button (for example, Patent Document 1).
近年では、生体内に穿刺針を挿入して組織や体液を採取し、これを診断する生体組織診断(バイオプシー)が行われている。この場合、生体内の所定の組織等を採取する際に、誤って別の位置に穿刺針を穿刺してしまわないように、医師等の操作者は、超音波画像を見ながら穿刺位置を確認し、穿刺針の挿入を実施する。そして、生体内における穿刺針の挿入が実施されている様子は、診療記録やインフォームドコンセント等において活用される。 In recent years, biological tissue diagnosis (biopsy) has been performed in which a puncture needle is inserted into a living body to collect a tissue or a body fluid and diagnose it. In this case, an operator such as a doctor confirms the puncture position while looking at the ultrasound image so that the puncture needle is not accidentally punctured to another position when collecting a predetermined tissue in the living body. Then, the puncture needle is inserted. The state in which the puncture needle is inserted in the living body is utilized in medical records, informed consent, and the like.
しかしながら、超音波画像を取得するために超音波探触子を操作しながら、穿刺針の生体への挿入を実施することはある程度の技量を要する上、さらに、所望の静止画像等を得るためには、表示された超音波画像を確認しつつフリーズ操作を行う必要があることから、操作性に困難が伴うものである。 However, in order to obtain a desired still image or the like, it takes a certain amount of skill to insert the puncture needle into the living body while operating the ultrasound probe to acquire the ultrasound image. Since it is necessary to perform a freeze operation while confirming the displayed ultrasonic image, the operability is difficult.
本発明の課題は、操作を容易にして穿刺針が挿入された超音波画像データの抽出を行うことができる超音波画像診断装置を提供することである。 An object of the present invention is to provide an ultrasonic diagnostic imaging apparatus capable of extracting ultrasonic image data in which a puncture needle is inserted with ease of operation.
以上の課題を解決するため、請求項1に記載の発明は、駆動信号によって被検体に向けて送信超音波を出力するとともに、被検体からの反射超音波を受信して得られた受信信号を出力する超音波探触子を備え、前記超音波探触子によって出力された受信信号に基づいて超音波画像を表示するための超音波画像データを生成する超音波画像診断装置において、
前記受信信号に基づいて前記被検体への穿刺針の挿入を検出し、該被検体への穿刺針の挿入が検出されている期間において得られた受信信号に基づいて生成された超音波画像データを抽出する制御部を備えたことを特徴とする。
In order to solve the above-described problems, the invention described in claim 1 outputs a transmission ultrasonic wave toward a subject by a drive signal and receives a reception signal obtained by receiving a reflected ultrasonic wave from the subject. In an ultrasonic diagnostic imaging apparatus that includes an ultrasonic probe for outputting, and generates ultrasonic image data for displaying an ultrasonic image based on a reception signal output by the ultrasonic probe,
Ultrasonic image data generated based on the received signal obtained in a period in which insertion of the puncture needle into the subject is detected based on the received signal and insertion of the puncture needle into the subject is detected It is characterized by comprising a control unit for extracting.
請求項2に記載の発明は、請求項1に記載の超音波画像診断装置において、
前記被検体への穿刺針の挿入が検出されている期間において得られた受信信号に基づいて生成された複数フレームの超音波画像データを動画像データとして抽出することを特徴とする。
According to a second aspect of the present invention, in the ultrasonic diagnostic imaging apparatus according to the first aspect,
A plurality of frames of ultrasonic image data generated based on a reception signal obtained during a period in which insertion of a puncture needle into the subject is detected is extracted as moving image data.
請求項3に記載の発明は、請求項1又は2に記載の超音波画像診断装置において、
前記制御部は、前記被検体への穿刺針の挿入が検出されている期間において得られた受信信号であって、前記被検体に対する穿刺針の挿入位置が最深であるときの受信信号に基づいて生成された超音波画像データを抽出することを特徴とする。
The invention according to claim 3 is the ultrasonic diagnostic imaging apparatus according to claim 1 or 2,
The control unit is a reception signal obtained during a period in which insertion of the puncture needle into the subject is detected, and based on the reception signal when the insertion position of the puncture needle with respect to the subject is the deepest The generated ultrasonic image data is extracted.
請求項4に記載の発明は、請求項1〜3の何れか一項に記載の超音波画像診断装置において、
前記制御部は、前記被検体に対する穿刺針の挿入位置が最深であるときを含む所定期間において得られた受信信号に基づいて生成された複数フレームの超音波画像データを動画像データとして抽出することを特徴とする。
The invention according to claim 4 is the ultrasonic diagnostic imaging apparatus according to any one of claims 1 to 3,
The control unit extracts, as moving image data, ultrasonic image data of a plurality of frames generated based on a reception signal obtained in a predetermined period including when the insertion position of the puncture needle with respect to the subject is deepest. It is characterized by.
請求項5に記載の発明は、請求項1〜4の何れか一項に記載の超音波画像診断装置において、
所定幅の平面波の送信超音波が前記超音波探触子から出力されるように前記超音波探触子に駆動信号を与える送信部と、
前記超音波探触子から出力された前記平面波の送信超音波が前記被検体に挿入された穿刺針によって反射した反射超音波を前記超音波探触子が受信して得られた平面波の受信信号を前記超音波探触子から受信する受信部と、
を備え、
前記制御部は、前記受信部によって受信した前記平面波の受信信号に基づいて前記被検体への穿刺針の挿入を検出することを特徴とする。
The invention according to claim 5 is the ultrasonic diagnostic imaging apparatus according to any one of claims 1 to 4,
A transmission unit that gives a drive signal to the ultrasonic probe so that transmission ultrasonic waves of a plane wave of a predetermined width are output from the ultrasonic probe;
The plane wave reception signal obtained by the ultrasonic probe receiving the reflected ultrasonic wave reflected by the puncture needle inserted into the subject with the plane wave transmission ultrasonic wave output from the ultrasonic probe. Receiving from the ultrasonic probe;
With
The control unit detects insertion of a puncture needle into the subject based on a reception signal of the plane wave received by the reception unit.
請求項6に記載の発明は、請求項1〜5の何れか一項に記載の超音波画像診断装置において、
ネットワークを介して外部機器との間でデータの送受信を行うための通信部を備え、
前記制御部は、抽出した超音波画像データを前記通信部を介して前記ネットワーク上に接続された画像管理装置に送信することを特徴とする。
The invention according to claim 6 is the ultrasonic diagnostic imaging apparatus according to any one of claims 1 to 5,
A communication unit for sending and receiving data to and from external devices via the network
The control unit transmits the extracted ultrasonic image data to the image management apparatus connected to the network via the communication unit.
本発明によれば、操作を容易にして穿刺針が挿入された超音波画像データの抽出を行うことができる。 According to the present invention, it is possible to extract ultrasonic image data in which a puncture needle is inserted with ease of operation.
以下、本発明の実施の形態に係る医用画像管理システムについて、図面を参照して説明する。ただし、発明の範囲は図示例に限定されない。なお、以下の説明において、同一の機能及び構成を有するものについては、同一の符号を付し、その説明を省略する。 Hereinafter, a medical image management system according to an embodiment of the present invention will be described with reference to the drawings. However, the scope of the invention is not limited to the illustrated examples. In addition, in the following description, what has the same function and structure attaches | subjects the same code | symbol, and abbreviate | omits the description.
医用画像管理システム100は、図1に示すように、RIS(Radiological Information System:放射線情報システム)10と、超音波画像診断装置20と、PACS(Picture Archiving and Communication System)30と、クライアント端末40とを備えている。
上記の各装置は、LAN(Local Area Network)等の通信ネットワークNを介してデータ通信可能に接続されている。なお、この医用画像管理システム100には、超音波画像診断装置20とは異なる種類のモダリティが接続されることがあり、例えば、CT(コンピュータ断層撮影装置)、MRI(磁気共鳴診断装置)、CR(コンピュータ・ラジオグラフィ)、DR(デジタルX線撮影装置)、XA(血管造影X線診断装置)、ES(内視鏡装置)等である。
As shown in FIG. 1, the medical image management system 100 includes a RIS (Radiological Information System) 10, an ultrasound image diagnostic apparatus 20, a PACS (Picture Archiving and Communication System) 30, and a client terminal 40. It has.
Each of the above devices is connected to be able to perform data communication via a communication network N such as a LAN (Local Area Network). The medical image management system 100 may be connected to a modality of a type different from that of the ultrasonic image diagnostic apparatus 20, for example, CT (Computer Tomography), MRI (Magnetic Resonance Diagnostic Apparatus), CR (Computer radiography), DR (digital X-ray imaging apparatus), XA (angiographic X-ray diagnostic apparatus), ES (endoscopic apparatus), and the like.
RIS10は、医用画像管理システム100内における診療予約、診断結果のレポート、実績管理等の情報管理を行う。RIS10は、図示しない電子カルテシステム等において生成された撮影オーダ情報を超音波画像診断装置20に送信する。 The RIS 10 performs information management such as medical appointment reservation, diagnosis result report, and results management in the medical image management system 100. The RIS 10 transmits imaging order information generated by an electronic medical chart system (not shown) or the like to the ultrasonic image diagnostic apparatus 20.
超音波画像診断装置20は、RIS10から受信した撮影オーダ情報に従い、患者(以下、被検体ということがある)の生体内部組織の状態を超音波画像にして表示出力する装置である。すなわち、超音波画像診断装置20は、生体等の被検体内に対して超音波(送信超音波)を送信するとともに、この被検体内で反射した超音波の反射波(反射超音波:エコー)を受信する。超音波画像診断装置20は、受信した反射超音波を電気信号に変換し、これに基づいて超音波画像データを生成する。超音波画像診断装置20は、生成した超音波画像データに基づき、被検体内の内部状態を超音波画像として表示する。また、超音波画像診断装置20は、撮影オーダ情報に基づいて、生成した超音波画像データに関する付帯情報を生成する。超音波画像診断装置20は、超音波画像データに当該付帯情報を付帯して、DICOM(Digital Imaging and COmmunication in Medicine)規格に則ったDICOM画像データからなる画像ファイルを生成し、PACS30に送信することができる。 The ultrasonic diagnostic imaging apparatus 20 is an apparatus that displays and outputs an ultrasonic image of a state of a living body tissue of a patient (hereinafter sometimes referred to as a subject) in accordance with imaging order information received from the RIS 10. In other words, the ultrasonic diagnostic imaging apparatus 20 transmits ultrasonic waves (transmitted ultrasonic waves) to the inside of a subject such as a living body, and also reflects reflected waves of reflected ultrasonic waves (reflected ultrasonic waves: echoes) within the subject. Receive. The ultrasound diagnostic imaging apparatus 20 converts the received reflected ultrasound into an electrical signal, and generates ultrasound image data based on this. The ultrasonic diagnostic imaging apparatus 20 displays the internal state in the subject as an ultrasonic image based on the generated ultrasonic image data. The ultrasonic diagnostic imaging apparatus 20 generates supplementary information related to the generated ultrasonic image data based on the imaging order information. The ultrasound diagnostic imaging apparatus 20 appends the incidental information to the ultrasound image data, generates an image file composed of DICOM image data conforming to the DICOM (Digital Imaging and Communication in Medicine) standard, and transmits the image file to the PACS 30. Can do.
超音波画像診断装置20は、図2に示すように、超音波画像診断装置本体21と超音波探触子22とを備えている。超音波探触子22は、上述したようにして送信超音波を送信するとともに、反射超音波を受信する。超音波画像診断装置本体21は、超音波探触子22とケーブル23を介して接続され、超音波探触子22に電気信号の駆動信号を送信することによって超音波探触子22に被検体内に対して送信超音波を送信させる。また、超音波画像診断装置本体21は、超音波探触子22にて受信した被検体内からの反射超音波に応じて超音波探触子22で生成された電気信号である受信信号を受信し、上述のようにして超音波画像データを生成する。 As shown in FIG. 2, the ultrasonic diagnostic imaging apparatus 20 includes an ultrasonic diagnostic imaging apparatus main body 21 and an ultrasonic probe 22. The ultrasonic probe 22 transmits transmission ultrasonic waves as described above and receives reflected ultrasonic waves. The ultrasonic diagnostic imaging apparatus main body 21 is connected to the ultrasonic probe 22 via a cable 23, and transmits an electric signal drive signal to the ultrasonic probe 22, thereby providing an object to the ultrasonic probe 22. Transmit ultrasonic waves to the inside. The ultrasonic diagnostic imaging apparatus main body 21 receives a reception signal that is an electrical signal generated by the ultrasonic probe 22 in response to the reflected ultrasonic wave from the subject received by the ultrasonic probe 22. Then, ultrasonic image data is generated as described above.
超音波探触子22は、圧電素子からなる振動子22a(図3参照)を備えており、この振動子22aは、例えば、方位方向(走査方向)に一次元アレイ状に複数配列されている。本実施の形態では、1〜nチャンネルのn個(例えば、192個)の振動子22aを備えた超音波探触子22を用いている。なお、振動子は、二次元アレイ状に配列されたものであってもよい。また、振動子22aの個数は、任意に設定することができる。また、本実施の形態では、超音波探触子22について、リニア電子スキャンプローブを採用したが、電子走査方式あるいは機械走査方式の何れを採用してもよく、また、リニア走査方式、セクタ走査方式あるいはコンベックス走査方式の何れの方式を採用することもできる。 The ultrasonic probe 22 includes a transducer 22a (see FIG. 3) made of a piezoelectric element. For example, a plurality of transducers 22a are arranged in a one-dimensional array in the azimuth direction (scanning direction). . In the present embodiment, an ultrasonic probe 22 including n (eg, 192) transducers 22a having 1 to n channels is used. Note that the vibrators may be arranged in a two-dimensional array. Further, the number of transducers 22a can be set arbitrarily. In this embodiment, a linear electronic scan probe is used for the ultrasound probe 22, but either an electronic scanning method or a mechanical scanning method may be used, and a linear scanning method or a sector scanning method may be used. Alternatively, any method of the convex scanning method can be adopted.
また、超音波探触子22の側部には、方位方向に穿刺針24の挿入を案内するアタッチメント25が設けられている。アタッチメント25は、穿刺針24の挿入角度が規定されるように挿入の案内を行い、また、挿入角度を可変することが出来る。
なお、本実施の形態において、アタッチメント25を設けず、例えば、超音波探触子22に穿刺針24の挿入角度をガイドするガイド溝を設けるようにしてもよい。
Further, an attachment 25 for guiding insertion of the puncture needle 24 in the azimuth direction is provided on a side portion of the ultrasonic probe 22. The attachment 25 guides the insertion so that the insertion angle of the puncture needle 24 is defined, and can change the insertion angle.
In the present embodiment, the attachment 25 is not provided, and for example, a guide groove for guiding the insertion angle of the puncture needle 24 may be provided in the ultrasonic probe 22.
超音波画像診断装置本体21は、図3に示すように、例えば、操作入力部201と、送信部202と、受信部203と、画像処理部204と、画像メモリー部205と、DSC(Digital Scan Converter)206と、表示部207と、制御部208と、記憶部209と、通信部210とを備えて構成されている。 As shown in FIG. 3, the ultrasonic diagnostic imaging apparatus main body 21 includes, for example, an operation input unit 201, a transmission unit 202, a reception unit 203, an image processing unit 204, an image memory unit 205, and a DSC (Digital Scan). Converter) 206, display unit 207, control unit 208, storage unit 209, and communication unit 210.
操作入力部201は、例えば、診断開始を指示するコマンド、被検体の個人情報等のデータ、及び、超音波画像を表示部207に表示するための各種パラメーターの入力などを行うための各種スイッチ、ボタン、トラックボール、マウス、キーボード等を備えており、操作信号を制御部208に出力する。 The operation input unit 201 includes, for example, various switches for inputting a command for instructing diagnosis, data such as personal information of a subject, and various parameters for displaying an ultrasonic image on the display unit 207, A button, a trackball, a mouse, a keyboard, and the like are provided, and an operation signal is output to the control unit 208.
送信部202は、制御部208の制御に従って、超音波探触子22にケーブル23を介して電気信号である駆動信号を供給して超音波探触子22に送信超音波を発生させる回路である。すなわち、送信部202は、例えば、クロック発生回路、遅延回路、パルス発生回路を備えている。クロック発生回路は、駆動信号の送信タイミングや送信周波数を決定するクロック信号を発生させる回路である。遅延回路は、駆動信号の送信タイミングを振動子毎に対応した個別経路毎に遅延時間を設定し、設定された遅延時間だけ駆動信号の送信を遅延させて送信超音波によって構成される超音波ビームの集束(送信ビームフォーミング)を行うための回路である。パルス発生回路は、所定の周期で駆動信号としてのパルス信号を発生させるための回路である。上述のように構成された送信部202は、例えば、超音波探触子22に配列されたn個(例えば、192個)の振動子のうちの連続する一部(例えば、64個)を駆動して送信超音波を発生させる。このように、集束の行われる超音波ビームをスキャン用ビームということがある。そして、送信部202は、送信超音波を発生させる毎に駆動する振動子を方位方向にずらすことで走査(スキャン)を行う。また、本実施の形態において、送信部202は、遅延回路による駆動信号の送信の遅延を実施せず、複数の振動子を同時に駆動させるように超音波探触子22に駆動信号を与えることにより、超音波探触子22に一定のビーム幅の平面波からなる超音波ビームを発生させることができる。このようにして生成された超音波ビームは、穿刺針探索用ビームということがあり、後述する穿刺針の探索に用いられる。また、送信部202は、後述するように、超音波ビームの集束が行われる音速解析用ビームを発生させることもできる。 The transmission unit 202 is a circuit that generates a transmission ultrasonic wave in the ultrasonic probe 22 by supplying a drive signal that is an electrical signal to the ultrasonic probe 22 via the cable 23 under the control of the control unit 208. . That is, the transmission unit 202 includes, for example, a clock generation circuit, a delay circuit, and a pulse generation circuit. The clock generation circuit is a circuit that generates a clock signal that determines the transmission timing and transmission frequency of the drive signal. The delay circuit sets a delay time for each individual path corresponding to each transducer corresponding to the transmission timing of the drive signal, and delays the transmission of the drive signal by the set delay time to form an ultrasonic beam constituted by transmission ultrasonic waves. It is a circuit for performing focusing (transmission beam forming). The pulse generation circuit is a circuit for generating a pulse signal as a drive signal at a predetermined cycle. The transmission unit 202 configured as described above drives, for example, a continuous part (for example, 64) of n (for example, 192) transducers arranged in the ultrasound probe 22. Then, transmit ultrasonic waves are generated. Thus, the focused ultrasonic beam is sometimes referred to as a scanning beam. The transmission unit 202 performs scanning (scanning) by shifting the vibrator to be driven in the azimuth direction every time transmission ultrasonic waves are generated. In the present embodiment, the transmission unit 202 does not delay the transmission of the drive signal by the delay circuit, and gives the drive signal to the ultrasonic probe 22 so as to drive a plurality of transducers simultaneously. The ultrasonic probe 22 can generate an ultrasonic beam composed of plane waves having a constant beam width. The ultrasonic beam generated in this way is sometimes referred to as a puncture needle search beam, and is used for searching for a puncture needle, which will be described later. Further, as will be described later, the transmission unit 202 can also generate a sound speed analysis beam on which the ultrasonic beam is focused.
受信部203は、制御部208の制御に従って、超音波探触子22からケーブル23を介して電気信号である受信信号を受信する回路である。受信部203は、図4に示すように、例えば、AMP(AMPlifier)203a、ADC(Analog-Digital Converter)203b、サンプリングメモリー203c、整相加算部203d、穿刺針位置検出部203e及び音速算出部203fを備えている。 The receiving unit 203 is a circuit that receives a reception signal that is an electrical signal from the ultrasound probe 22 via the cable 23 under the control of the control unit 208. As shown in FIG. 4, the reception unit 203 includes, for example, an AMP (AMPlifier) 203a, an ADC (Analog-Digital Converter) 203b, a sampling memory 203c, a phasing addition unit 203d, a puncture needle position detection unit 203e, and a sound velocity calculation unit 203f. It has.
AMP203aは、受信信号を、n個の振動子22a1〜22anのそれぞれに対応する個別経路毎に、予め設定された増幅率で増幅させるための回路である。本実施の形態では、n個の振動子22a1〜22anのそれぞれに対応して、n個のAMP203a1〜203anが設けられている。
ADC203bは、AMP203aによって増幅された受信信号をアナログ−デジタル変換(A/D変換)してサンプリングするための回路である。本実施の形態では、n個のAMP203a1〜203anのそれぞれに対応して、n個のADC203b1〜203bnが設けられている。
AMP203a the received signal, for each individual path corresponding to each of the n oscillators 22a 1 ~22a n, a circuit for amplifying a preset amplification factor. In this embodiment, corresponding to each of the n oscillators 22a 1 ~22a n, n pieces of AMP203a 1 ~203a n are provided.
The ADC 203b is a circuit for sampling the received signal amplified by the AMP 203a by analog-digital conversion (A / D conversion). In this embodiment, in response to each of the n AMP203a 1 ~203a n, n pieces of ADC203b 1 ~203b n are provided.
サンプリングメモリー203cは、振動子22a1〜22anのそれぞれに対応した複数チャンネルの記憶領域を有し、チャンネル毎に複数のサンプリング格納領域を有している。サンプリングメモリー203cは、例えば、FIFO(First-In/First-Out)の形式により、受信信号のサンプリングタイミング毎に、複数のサンプリング格納領域にそれぞれ格納されたA/D変換後の受信信号がシフトする。これにより、サンプリングメモリー203cは、受信信号を時系列的に記憶することができる。 Sampling memory 203c has a storage area of a plurality of channels corresponding to each of the vibrators 22a 1 ~22a n, has a plurality of sampling storage area for each channel. In the sampling memory 203c, for example, in accordance with FIFO (First-In / First-Out) format, the received signals after A / D conversion stored in a plurality of sampling storage areas are shifted at each sampling timing of the received signals. . Thereby, the sampling memory 203c can memorize | store a received signal in time series.
整相加算部203dは、サンプリングメモリー203cに記憶されている受信信号を、所定の受信開口中心に対応するチャンネルの受信信号を基準として、チャンネル毎に受信信号を遅延時間に対応して読み出し位置をずらしながら読み出し、これらのデータを加算する。すなわち、整相加算部203dは、A/D変換された受信信号に対してそれぞれ遅延時間を与えて時相を整え、これらを加算(整相加算)して音線データを生成する。つまり、整相加算部203dは、上述したようにして受信ビームフォーミングを行って音線データを生成する。なお、遅延時間は、設定された音速に対応している。整相加算部203dは、生成された音線データを画像処理部204に出力する。 The phasing / adding unit 203d uses the received signal stored in the sampling memory 203c as a reference to the received signal of the channel corresponding to the center of the predetermined receiving aperture, and reads out the received signal corresponding to the delay time for each channel. Read while shifting and add these data. That is, the phasing addition unit 203d adjusts the time phase by giving a delay time to each A / D converted reception signal, and adds them (phasing addition) to generate sound ray data. That is, the phasing addition unit 203d performs reception beam forming as described above to generate sound ray data. The delay time corresponds to the set sound speed. The phasing addition unit 203d outputs the generated sound ray data to the image processing unit 204.
穿刺針位置検出部203eは、上述のようにして送信された穿刺針探索用ビームの反射超音波から得られた受信信号がサンプリングメモリー203cに記憶されたときに、この受信信号を分析して、被検体に挿入された穿刺針24の角度及び位置を示す穿刺針エコー情報を生成する。また、穿刺針位置検出部203eは、生成された穿刺針エコー情報に基づいて、被検体に挿入された穿刺針24の実際の挿入角度及び深度を特定する穿刺アクセス情報を生成する。なお、穿刺針エコー情報及び穿刺アクセス情報の具体的な生成方法については後述する。そして、穿刺針位置検出部203eは、生成された穿刺アクセス情報に基づいて、後述する穿刺針画像データを構成する音線データを生成させるために、整相加算における受信開口中心とするチャンネルを整相加算部203dに指示する。 When the received signal obtained from the reflected ultrasound of the puncture needle search beam transmitted as described above is stored in the sampling memory 203c, the puncture needle position detector 203e analyzes the received signal, Puncture needle echo information indicating the angle and position of the puncture needle 24 inserted into the subject is generated. In addition, the puncture needle position detection unit 203e generates puncture access information that specifies the actual insertion angle and depth of the puncture needle 24 inserted into the subject based on the generated puncture needle echo information. A specific method for generating puncture needle echo information and puncture access information will be described later. Then, the puncture needle position detection unit 203e adjusts the channel that is the center of the reception opening in the phasing addition in order to generate sound ray data that constitutes puncture needle image data described later based on the generated puncture access information. Instructs the phase addition unit 203d.
音速算出部203fは、音速解析用ビームの送受信によって得られた受信信号がサンプリングメモリー203cに記憶されたときに、穿刺針位置検出部203eによって生成された穿刺針エコー情報に基づいて、穿刺針エコー情報の補正を行うとともに、被検体内における音速を算出する。なお、穿刺針エコー情報の具体的な補正方法や音速の算出方法については後述する。そして、音速算出部203fは、音速の算出結果に基づいて、遅延時間を整相加算部203dに指示する。 The sonic velocity calculation unit 203f performs puncture needle echo based on the puncture needle echo information generated by the puncture needle position detection unit 203e when a reception signal obtained by transmission / reception of the sonic velocity analysis beam is stored in the sampling memory 203c. While correcting the information, the sound velocity in the subject is calculated. A specific method of correcting the puncture needle echo information and a method of calculating the sound speed will be described later. Then, the sound speed calculation unit 203f instructs the delay / addition unit 203d to set the delay time based on the calculation result of the sound speed.
画像処理部204は、受信部203からの音線データに対して包絡線検波処理や対数圧縮などを実施し、ダイナミックレンジやゲインの調整を行って輝度変換することにより、Bモード画像データを生成する。すなわち、Bモード画像データは、受信信号の強さを輝度によって表したものである。画像処理部204は、Bモード画像データの他、Aモード画像データ、Mモード画像データ及びドプラ法による画像データが生成できるものであってもよい。 The image processing unit 204 generates B-mode image data by performing envelope detection processing, logarithmic compression, and the like on the sound ray data from the receiving unit 203 and adjusting the dynamic range and gain to perform luminance conversion. To do. In other words, the B-mode image data represents the intensity of the received signal by luminance. The image processing unit 204 may be capable of generating A-mode image data, M-mode image data, and image data by the Doppler method in addition to the B-mode image data.
画像メモリー部205は、例えば、DRAM(Dynamic Random Access Memory)などの半導体メモリーによって構成されており、画像処理部204から送信されたBモード画像データをフレーム単位で記憶する。フレーム単位のBモード画像データを超音波画像データ、あるいは、フレーム画像データということがある。画像メモリー部205は、所定時間(例えば、5分)分のフレーム画像データを保持可能な大容量メモリーにより構成されており、例えば、FIFO方式により、直近の所定時間分の超音波画像データが保持される。より具体的には、画像メモリー部205は、図5に示すように、例えば、穿刺針画像用フレームバッファ205a、生体組織画像用フレームバッファ205b及び合成画像用フレームバッファ205cを備えている。 The image memory unit 205 is configured by a semiconductor memory such as a DRAM (Dynamic Random Access Memory), for example, and stores B-mode image data transmitted from the image processing unit 204 in units of frames. B-mode image data in units of frames may be referred to as ultrasonic image data or frame image data. The image memory unit 205 is composed of a large-capacity memory that can hold frame image data for a predetermined time (for example, 5 minutes). For example, the ultrasonic image data for the latest predetermined time is held by the FIFO method. Is done. More specifically, as shown in FIG. 5, the image memory unit 205 includes, for example, a puncture needle image frame buffer 205a, a biological tissue image frame buffer 205b, and a composite image frame buffer 205c.
穿刺針画像用フレームバッファ205aは、穿刺針画像データをフレーム単位で記憶する。生体組織画像用フレームバッファ205bは、被検体内の生体組織を表す生体組織画像データをフレーム単位で記憶する。すなわち、受信開口中心が、送信する超音波ビームの送信開口中心に対応するチャンネルとなるように受信信号を整相加算して得られた超音波画像データを記憶する。合成画像用フレームバッファ205cは、穿刺針画像用フレームバッファ205a及び生体組織画像用フレームバッファ205bからそれぞれ穿刺針画像データ及び生体組織画像データを読み出して合成された超音波画像データである合成画像データをフレーム単位で記憶する。 The puncture needle image frame buffer 205a stores puncture needle image data in units of frames. The biological tissue image frame buffer 205b stores biological tissue image data representing the biological tissue in the subject in units of frames. That is, ultrasonic image data obtained by phasing and adding reception signals so that the reception aperture center is a channel corresponding to the transmission aperture center of the ultrasonic beam to be transmitted is stored. The composite image frame buffer 205c reads out the puncture needle image data and the biological tissue image data from the puncture needle image frame buffer 205a and the biological tissue image frame buffer 205b, respectively, and outputs composite image data which is ultrasonic image data synthesized. Store in frames.
上述のようにして生成された超音波画像データは、制御部208の制御に従って、画像メモリー部205から所定時間毎に1フレーム分ずつDSC206に送信される。 The ultrasonic image data generated as described above is transmitted from the image memory unit 205 to the DSC 206 by one frame every predetermined time under the control of the control unit 208.
DSC206は、画像メモリー部205より受信した超音波画像データをテレビジョン信号の走査方式による画像信号に変換し、表示部207に出力する。 The DSC 206 converts the ultrasonic image data received from the image memory unit 205 into an image signal based on a television signal scanning method, and outputs the image signal to the display unit 207.
表示部207は、LCD(Liquid Crystal Display)、CRT(Cathode-Ray Tube)ディスプレイ、有機EL(Electronic Luminescence)ディスプレイ、無機ELディスプレイ及びプラズマディスプレイ等の表示装置が適用可能である。表示部207は、DSC206から出力された画像信号に従って表示画面上に超音波画像の表示を行う。本実施の形態では、表示部207として、白色もしくはフルカラーLED(Light-Emitting Diode)のバックライトを備えた15インチのLCDが適用されている。なお、LEDのバックライトを備えたLCDにおいて、例えば、超音波画像データを分析してLEDの輝度を調整するように構成されていてもよい。このとき、1画面を複数の領域に分割し、その領域毎にLEDの輝度調整を実施するようにしてもよい。また、画面全体でLEDの輝度調整を実施するようにしてもよい。また、表示部207に適用される画面サイズについては任意のものを適用することができる。表示部207に適用されるバックライトは、LEDに限らず、例えば、CCFL(Cold Cathode Fluorescent Lamp)等を適用してもよい。 As the display unit 207, a display device such as an LCD (Liquid Crystal Display), a CRT (Cathode-Ray Tube) display, an organic EL (Electronic Luminescence) display, an inorganic EL display, or a plasma display is applicable. The display unit 207 displays an ultrasonic image on the display screen according to the image signal output from the DSC 206. In the present embodiment, a 15-inch LCD having a white or full-color LED (Light-Emitting Diode) backlight is applied as the display unit 207. In addition, in LCD provided with the backlight of LED, for example, it may be comprised so that the brightness | luminance of LED may be adjusted by analyzing ultrasonic image data. At this time, one screen may be divided into a plurality of areas, and the brightness of the LEDs may be adjusted for each area. Moreover, you may make it implement the brightness | luminance adjustment of LED in the whole screen. In addition, any screen size applied to the display unit 207 can be applied. The backlight applied to the display unit 207 is not limited to an LED, and for example, a CCFL (Cold Cathode Fluorescent Lamp) may be applied.
制御部208は、例えば、CPU(Central Processing Unit)、ROM(Read Only Memory)、RAM(Random Access Memory)を備えて構成され、ROMに記憶されているシステムプログラム等の各種処理プログラムを読み出してRAMに展開し、展開したプログラムに従って超音波画像診断装置20の各部の動作を集中制御する。
ROMは、半導体等の不揮発メモリー等により構成され、超音波画像診断装置20に対応するシステムプログラム及び該システムプログラム上で実行可能な、例えば、後述する、フレーム画像データ生成処理や穿刺画像抽出処理等を実行する各種処理プログラムや、各種データ等を記憶する。これらのプログラムは、コンピュータが読み取り可能なプログラムコードの形態で格納され、CPUは、当該プログラムコードに従った動作を逐次実行する。
The control unit 208 includes, for example, a CPU (Central Processing Unit), a ROM (Read Only Memory), and a RAM (Random Access Memory), and reads various processing programs such as a system program stored in the ROM to read the RAM. The operation of each part of the ultrasonic diagnostic imaging apparatus 20 is centrally controlled according to the developed program.
The ROM is configured by a nonvolatile memory such as a semiconductor and the like, and can be executed on the system program corresponding to the ultrasonic diagnostic imaging apparatus 20 and the system program, for example, a frame image data generation process and a puncture image extraction process, which will be described later This stores various processing programs for executing and various data. These programs are stored in the form of computer-readable program code, and the CPU sequentially executes operations according to the program code.
記憶部209は、例えば、HDD(Hard Disk Drive)やSSD(Solid State Drive)等の大容量記録媒体によって構成されており、上述したようにして生成された超音波画像データを保存することができる。ここで、記憶部209は、1フレーム分の静止画の超音波画像データと、数フレーム分の超音波画像データを動画表示可能に生成された動画データとを保存することができる。なお、上述した記録媒体の他、DVD−R(Digital Versatile Disk-Recordable)やCD−R(Compact Disk-Recordable)等の可搬型記録媒体と、これにデータを記録するためのDVD−RドライブやCD−Rドライブ等のデータ読出書込装置を備え、これらにより記憶部209を構成するようにしてもよい。また、記憶部209は、上述のようにして生成されたDICOM画像データからなる画像ファイルを保存できるようにしてもよい。 The storage unit 209 is configured by a large-capacity recording medium such as an HDD (Hard Disk Drive) or an SSD (Solid State Drive), and can store ultrasonic image data generated as described above. . Here, the storage unit 209 can store still image ultrasonic image data for one frame and moving image data generated to display moving images of ultrasonic image data for several frames. In addition to the above-described recording medium, a portable recording medium such as a DVD-R (Digital Versatile Disk-Recordable) or a CD-R (Compact Disk-Recordable), a DVD-R drive for recording data on the recording medium, A data read / write device such as a CD-R drive may be provided, and the storage unit 209 may be configured by these. Further, the storage unit 209 may store an image file made up of DICOM image data generated as described above.
通信部210は、LANアダプター、ルーター、TA(Terminal Adapter)等を備え、通信ネットワークNを介して接続されたRIS10、PACS30及びクライアント端末40等の外部機器との間でデータの送受信を行う。 The communication unit 210 includes a LAN adapter, a router, a TA (Terminal Adapter), and the like, and transmits and receives data to and from external devices such as the RIS 10, the PACS 30, and the client terminal 40 connected via the communication network N.
PACS30は、図1に示すように、超音波画像診断装置20において生成された画像ファイル等を保存管理し、検索やデータ解析を行うデータベースシステムである。PACS30は、超音波画像診断装置20から受信した画像ファイルに含まれる付帯情報に基づいて当該画像ファイルを、例えば、リレーショナルデータベースに蓄積記憶していく。そして、PACS30は、読影医等の操作指示に応じて指定された患者IDや検査ID等を検索キーとして画像ファイルを検索し、画像ビューワーやイメージャーに出力する。また、PACS30は、患者IDや検査ID等の検索キーを含む画像ファイルデータ取得要求を外部機器から受信すると、この取得要求に応じた画像ファイルを検索して当該外部機器に送信することができる。 As shown in FIG. 1, the PACS 30 is a database system that stores and manages image files and the like generated in the ultrasonic diagnostic imaging apparatus 20 and performs search and data analysis. The PACS 30 accumulates and stores the image file in, for example, a relational database based on incidental information included in the image file received from the ultrasonic image diagnostic apparatus 20. Then, the PACS 30 searches the image file using the patient ID, examination ID, and the like designated in accordance with an operation instruction from the image interpretation doctor or the like as a search key, and outputs the image file to the image viewer or imager. When the PACS 30 receives an image file data acquisition request including a search key such as a patient ID and an examination ID from an external device, the PACS 30 can search for an image file corresponding to the acquisition request and transmit the image file to the external device.
次に、以上のようにして構成された医用画像管理システム100における超音波画像診断装置20の制御部208にて実行されるフレーム画像データ生成処理について図6を参照しながら説明する。このフレーム画像データ生成処理は、超音波画像診断装置20によって1フレーム分の超音波画像データを生成する際に実行される処理である。 Next, frame image data generation processing executed by the control unit 208 of the ultrasonic image diagnostic apparatus 20 in the medical image management system 100 configured as described above will be described with reference to FIG. This frame image data generation process is a process executed when the ultrasonic image diagnosis apparatus 20 generates ultrasonic image data for one frame.
先ず、制御部208は、穿刺針位置検出部203eを機能させるための穿刺針認識処理を実行して穿刺針エコー情報を取得する(ステップS101)。ここで、穿刺針認識処理について図7を参照しながら詳述する。 First, the control unit 208 executes puncture needle recognition processing for causing the puncture needle position detection unit 203e to function, and acquires puncture needle echo information (step S101). Here, the puncture needle recognition process will be described in detail with reference to FIG.
制御部208は、上述したようにして穿刺針探索用ビームの送受信を行う(ステップS201)。 The control unit 208 transmits and receives the puncture needle search beam as described above (step S201).
ここで、穿刺針24は、音響インピーダンスが被検体内の生体組織とは大きく異なるため、被検体内では超音波を強く鏡面反射する性質を有している。本実施の形態では、この性質を利用して、穿刺針探索用ビームとして平面波からなる超音波ビームを送信している。すなわち、例えば、送信する超音波ビームを集束した場合には、図10(A)に示すように、穿刺針24で反射した超音波から得られる受信信号は、破線部Aに示すように表れる。そのため、特徴的な受信信号が得られず、穿刺針24の検出は困難である。一方、送信する超音波ビームを平面波とした場合には、穿刺針24で反射した超音波により平面波が形成されるので、図10(B)に示されるように、穿刺針24で反射した超音波ビームから得られる受信信号は、破線部Bに示すように表れる。そのため、直線的な特徴を有する受信信号を得ることができ、これにより穿刺針24を検出することができるようになる。このように、本実施の形態では、平面波からなる超音波ビームである穿刺針探索用ビームの一度の送受信で穿刺針24の検出を行うことができるので、フレームレートの低下を低減することができるようになる。 Here, the puncture needle 24 has a characteristic that the ultrasonic impedance is strongly specularly reflected in the subject because the acoustic impedance is greatly different from that of the living tissue in the subject. In the present embodiment, an ultrasonic beam composed of a plane wave is transmitted as a puncture needle search beam using this property. That is, for example, when the ultrasonic beam to be transmitted is focused, the received signal obtained from the ultrasonic wave reflected by the puncture needle 24 appears as shown by the broken line part A as shown in FIG. Therefore, a characteristic reception signal cannot be obtained, and detection of the puncture needle 24 is difficult. On the other hand, when the ultrasonic beam to be transmitted is a plane wave, a plane wave is formed by the ultrasonic wave reflected by the puncture needle 24, so that the ultrasonic wave reflected by the puncture needle 24 is shown in FIG. The received signal obtained from the beam appears as shown by the broken line part B. Therefore, a reception signal having a linear characteristic can be obtained, and thereby the puncture needle 24 can be detected. As described above, in the present embodiment, the puncture needle 24 can be detected by one transmission / reception of the puncture needle search beam, which is an ultrasonic beam composed of a plane wave, so that a decrease in frame rate can be reduced. It becomes like this.
なお、穿刺針探索用ビームは、超音波探触子22の何れの位置から送信するようにしてもよいが、超音波探触子22の端部から送信すると、穿刺針24を速やかに認識することができる。また、超音波探触子22の左右両端から穿刺針探索用ビームを送信するようにすると、穿刺針24が超音波探触子22の左右何れの方向から挿入されても速やかに認識することができる。ここで、2次元アレイ状に振動子が配列された超音波探触子を使用する場合には、四方の端部から穿刺針探索用ビームを送信するのが好ましい。また、穿刺針探索用ビームは、穿刺針24からの反射超音波によって受信信号が得られるような方向であれば何れの方向に向けて送受信を行ってもよいが、超音波探触子の外側であって深度方向に対して所定角度となるように送信するのがよく、穿刺針24が挿入される角度に対して垂直もしくはこれに近似する角度とすると、穿刺針24の検出精度を高めることができるので、より好ましい。例えば、図11に示される場合にあっては、矢印Cで示す方向に穿刺針探索用ビームを送信した場合には、穿刺針24にて穿刺針探索用ビームが鏡面反射するため、穿刺針24が挿入される角度によっては反射超音波が超音波探触子22によって取得可能な範囲から外れてしまうことがある。このような場合には、穿刺針24からの反射超音波が超音波探触子22によって受信されないため、図12(A)の破線部Eに示すように、穿刺針24からの反射超音波による受信信号が明瞭に得られない。一方、図11の矢印Dで示すように、穿刺針24が挿入される角度に対して垂直の角度にて穿刺針探索用ビームを送信した場合には、穿刺針24で送信方向に対向して超音波が反射するので、穿刺針24からの反射超音波を超音波探触子22にて多く受信することができ、穿刺針24で反射した超音波ビームから得られる受信信号が図12(B)の破線部Fに示すように明瞭に表れて、穿刺針24の検出が容易になる。 Note that the puncture needle search beam may be transmitted from any position of the ultrasonic probe 22, but when transmitted from the end of the ultrasonic probe 22, the puncture needle 24 is quickly recognized. be able to. Further, if the puncture needle search beam is transmitted from both the left and right ends of the ultrasonic probe 22, the puncture needle 24 can be quickly recognized regardless of whether it is inserted from the left or right direction of the ultrasonic probe 22. it can. Here, when an ultrasonic probe in which transducers are arranged in a two-dimensional array is used, it is preferable to transmit a puncture needle search beam from four end portions. The puncture needle search beam may be transmitted / received in any direction as long as a reception signal can be obtained by reflected ultrasonic waves from the puncture needle 24. However, transmission is preferably performed at a predetermined angle with respect to the depth direction, and if the angle is perpendicular to or close to the angle at which the puncture needle 24 is inserted, the detection accuracy of the puncture needle 24 is improved. Is more preferable. For example, in the case shown in FIG. 11, when the puncture needle search beam is transmitted in the direction indicated by the arrow C, the puncture needle search beam is specularly reflected by the puncture needle 24. Depending on the angle at which is inserted, the reflected ultrasound may deviate from the range that can be acquired by the ultrasound probe 22. In such a case, since the reflected ultrasound from the puncture needle 24 is not received by the ultrasound probe 22, the reflected ultrasound from the puncture needle 24 is used as shown by the broken line portion E in FIG. The received signal cannot be clearly obtained. On the other hand, when the puncture needle search beam is transmitted at an angle perpendicular to the angle at which the puncture needle 24 is inserted as shown by an arrow D in FIG. 11, the puncture needle 24 faces the transmission direction. Since the ultrasonic waves are reflected, many ultrasonic waves reflected from the puncture needle 24 can be received by the ultrasonic probe 22, and a reception signal obtained from the ultrasonic beam reflected by the puncture needle 24 is shown in FIG. ) Clearly appear as indicated by a broken line portion F), and detection of the puncture needle 24 is facilitated.
続いて、制御部208は、図7に示すように、上述したようにして受信した穿刺針探索用ビームから得られた受信信号がサンプリングメモリー203cに記憶されて受信エコーデータが記憶される、すなわち、穿刺針探索用ビームの受信エコーデータが取得されると(ステップS202)、エッジ検出処理を実行する(ステップS203)。 Subsequently, as shown in FIG. 7, the control unit 208 stores the received signal obtained from the puncture needle search beam received as described above in the sampling memory 203c and stores the received echo data. When the reception echo data of the puncture needle search beam is acquired (step S202), an edge detection process is executed (step S203).
制御部208は、エッジ検出処理において、受信信号の強度の変化が所定の大きさ以上である部分を抽出する。すなわち、制御部208は、サンプリングメモリー203cの各サンプリング格納領域に対して、例えば、微分フィルターやエッジ強調フィルター等を適用して隣接するサンプリング格納領域の受信信号の強度差が所定の大きさ以上である部分をエッジとして抽出する。これにより、穿刺針24から反射して得られた穿刺針探索用ビームの受信信号を強調することができる。 In the edge detection process, the control unit 208 extracts a portion where the intensity change of the received signal is greater than or equal to a predetermined magnitude. That is, the control unit 208 applies a differential filter, an edge enhancement filter, or the like to each sampling storage area of the sampling memory 203c, for example, so that the difference in received signal strength between adjacent sampling storage areas is equal to or greater than a predetermined magnitude. A part is extracted as an edge. Thereby, the reception signal of the puncture needle search beam obtained by reflection from the puncture needle 24 can be emphasized.
次に、制御部208は、エッジ検出された受信エコーデータに対してハフ(Hough)変換を行う(ステップS204)。これにより、穿刺針24から反射して得られた穿刺針探索用ビームの受信信号によって形成される直線的部分のパラメーター(直線パラメーター)を得ることができる。 Next, the control unit 208 performs Hough transform on the received echo data whose edge has been detected (step S204). Thereby, the parameter (straight line parameter) of the linear part formed by the reception signal of the puncture needle search beam obtained by reflection from the puncture needle 24 can be obtained.
例えば、制御部208は、先ず、図13(A)に示されるように、エッジ検出された受信エコーデータをxy空間上に表す。ここで、x軸は方位方向の距離を表し、y軸は深度を表している。図13(A)では、破線部Gに示すように穿刺針探索用ビームの受信信号が強調されている。次に、制御部208は、xy空間上に表された受信エコーデータに対してハフ変換を実施する。具体的には、制御部208は、受信エコーデータにおいて受信信号が表れている点のそれぞれについてρθ空間における正弦曲線に変換する。この変換式は、xy空間におけるある点の座標を(x0,y0)とした場合、下記式(1)のように表すことができる。
ρ=x0・cosθ+y0・sinθ(0≦θ<π)・・・(1)
そして、制御部208は、変換された各正弦曲線が通過する点に対して投票を行い、その結果をρθ空間上にプロットする。例えば、図13(A)に表された受信エコーデータに対してハフ変換を行い、その結果得られた各正弦曲線の投票結果をプロットすると、図13(B)に示すようになる。
なお、ここで、エッジ検出された受信エコーデータにおけるエッジの強度に応じて、正弦曲線毎に投票の重み付けを行うようにすると、直線パラメーターの取得をより容易に行うことができるようになる。
次に、制御部208は、上述のようにして得られた投票結果から投票数の最も多い点、すなわち、最大投票数である点を抽出し、これを直線パラメーターとする。例えば、図13(B)では、点Mに示された点(ρi,θi)が最大投票数である点となっている。この最大投票数である点が直線パラメーターとなる。ここで、最大投票数が所定の閾値未満である場合には、穿刺針24が挿入されていないと判断して、最大投票数の抽出を行わないようにする。
For example, as shown in FIG. 13A, the control unit 208 first represents the received echo data whose edge has been detected in the xy space. Here, the x-axis represents the distance in the azimuth direction, and the y-axis represents the depth. In FIG. 13A, the received signal of the puncture needle search beam is emphasized as indicated by the broken line part G. Next, the control unit 208 performs Hough transform on the received echo data represented in the xy space. Specifically, the control unit 208 converts each point where the received signal appears in the received echo data into a sine curve in the ρθ space. This conversion equation can be expressed as the following equation (1), where the coordinates of a certain point in the xy space are (x 0 , y 0 ).
ρ = x 0 · cos θ + y 0 · sin θ (0 ≦ θ <π) (1)
Then, the control unit 208 votes for the points through which each converted sine curve passes, and plots the result on the ρθ space. For example, when the Hough transform is performed on the received echo data shown in FIG. 13A and the voting results of each sine curve obtained as a result are plotted, the result is as shown in FIG.
Here, if the voting is weighted for each sine curve in accordance with the edge intensity in the received echo data whose edge is detected, the straight line parameter can be obtained more easily.
Next, the control unit 208 extracts the point with the largest number of votes, that is, the point with the maximum number of votes from the vote result obtained as described above, and uses this as a straight line parameter. For example, in FIG. 13B, the point (ρ i , θ i ) indicated by the point M is the maximum number of votes. The point with the maximum number of votes is a straight line parameter. Here, if the maximum number of votes is less than a predetermined threshold, it is determined that the puncture needle 24 is not inserted, and the maximum number of votes is not extracted.
そして、制御部208は、図7に示すように、直線パラメーター(ρi,θi)から穿刺針エコー情報を求めた後(ステップS205)、この処理を終了する。穿刺針エコー情報(z)は、下記式(2)によって求めることができる。
z=tanθi・x+ρi/cosθi・・・(2)
Then, as shown in FIG. 7, the control unit 208 obtains puncture needle echo information from the straight line parameters (ρ i , θ i ) (step S205), and then ends this process. The puncture needle echo information (z) can be obtained by the following equation (2).
z = tan θ i · x + ρ i / cos θ i (2)
本実施の形態では、穿刺針エコー情報を得るためにハフ変換を適用しているので、例えば、受信エコーデータにおいて直線的な特徴を有する受信信号が途中で途切れたような場合であっても、上述のようにして穿刺針エコー情報を取得することができる。 In this embodiment, since the Hough transform is applied to obtain the puncture needle echo information, for example, even when the reception signal having a linear characteristic in the reception echo data is interrupted in the middle, The puncture needle echo information can be acquired as described above.
続いて、制御部208は、図6に示すように、穿刺針認識処理を実行した結果、穿刺針24が被検体内に挿入されているか否かを判定する(ステップS102)。具体的には、穿刺針認識処理において、穿刺針エコー情報が取得されたか否かにより、穿刺針24の有無を判定する。制御部208は、穿刺針24が被検体内にあると判定したときは(ステップS102:Y)、音速解析処理を実行し、補正された穿刺針エコー情報と被検体内の音速を取得する(ステップS103)。ここで、音速解析処理について図8を参照しながら詳述する。 Subsequently, as shown in FIG. 6, the control unit 208 determines whether or not the puncture needle 24 is inserted into the subject as a result of executing the puncture needle recognition process (step S102). Specifically, in the puncture needle recognition process, the presence or absence of the puncture needle 24 is determined based on whether or not puncture needle echo information has been acquired. When the control unit 208 determines that the puncture needle 24 is in the subject (step S102: Y), the control unit 208 executes sound velocity analysis processing to acquire the corrected puncture needle echo information and the sound velocity in the subject ( Step S103). Here, the sound speed analysis processing will be described in detail with reference to FIG.
先ず、制御部208は、上述したようにして音速解析用ビームの送受信を行う(ステップS301)。音速解析用ビームは、例えば、16チャンネルの振動子22aによって送信する超音波ビームの集束を行う。なお、音速解析用ビームを送信するために駆動する振動子22aの数は適宜設定することができる。 First, the control unit 208 transmits and receives the sound speed analysis beam as described above (step S301). For example, the sound velocity analysis beam focuses an ultrasonic beam transmitted by a 16-channel transducer 22a. The number of transducers 22a that are driven to transmit the sound velocity analysis beam can be set as appropriate.
次に、制御部208は、受信した音速解析用ビームから得られた受信信号がサンプリングメモリー203cに記憶されて受信エコーデータが取得されると、この受信エコーデータのうちの一定の領域にある受信信号をプロファイル取得範囲として設定する(ステップS302)。すなわち、制御部208は、上述した穿刺針認識処理において取得された穿刺針エコー情報で規定される直線から所定範囲に含まれる受信信号を抽出し、これをプロファイル取得範囲として設定する。具体的には、制御部208は、例えば、図14(A)に示すように、穿刺針エコー情報(z)で規定される直線Hから所定幅の範囲をプロファイル取得範囲Jとして設定する。 Next, when the received signal obtained from the received sound velocity analysis beam is stored in the sampling memory 203c and the received echo data is acquired, the control unit 208 receives the received signal in a certain area of the received echo data. The signal is set as a profile acquisition range (step S302). That is, the control unit 208 extracts a reception signal included in a predetermined range from a straight line defined by the puncture needle echo information acquired in the puncture needle recognition process described above, and sets this as a profile acquisition range. Specifically, for example, as shown in FIG. 14A, the control unit 208 sets a range having a predetermined width from the straight line H defined by the puncture needle echo information (z) as the profile acquisition range J.
続いて、制御部208は、設定したプロファイル取得範囲における受信信号からプロファイルを取得する(ステップS303)。具体的には、制御部208は、例えば、図14(B)の図中Kにて示すように、設定したプロファイル取得範囲における受信信号の最大強度を振動子22aのチャンネル毎に抽出する。なお、ノイズを平滑するために、この抽出結果に対してLPF(Low-Pass Filter)をかけ、図14(B)の図中Lに示すような結果が得られるようにしてもよい。 Subsequently, the control unit 208 acquires a profile from the received signal in the set profile acquisition range (step S303). Specifically, for example, as indicated by K in FIG. 14B, the control unit 208 extracts the maximum intensity of the received signal in the set profile acquisition range for each channel of the transducer 22a. In order to smooth the noise, an LPF (Low-Pass Filter) may be applied to this extraction result to obtain a result as indicated by L in FIG. 14B.
制御部208は、上述したようにして取得したプロファイルからピーク値を示す振動子22aのチャンネルを特定する(ステップS304)。例えば、図14(B)に示す例によれば、チャンネル「102」の振動子22aの受信信号の強度がピーク値を示している。 The control unit 208 specifies the channel of the transducer 22a indicating the peak value from the profile acquired as described above (step S304). For example, according to the example shown in FIG. 14B, the intensity of the received signal of the transducer 22a of the channel “102” shows a peak value.
制御部208は、上述のようにして特定したピーク値に基づいて、図14(C)に示すdx値及びdz値を算出する(ステップS305)。
dx値は、ピーク値の示す受信信号の位置と音速解析用ビームの送信開口中心との距離を示す。すなわち、dx値は、ピーク値に対応する振動子22aのチャンネルと音速解析用ビームの送信開口中心に対応する振動子22aのチャンネルとを特定することにより算出することができる。例えば、図14(B)に示すように、音速解析用ビームを送信するときに超音波の送信に使用される振動子22a(送信開口チャンネル)がチャンネル「1」〜チャンネル「16」の16チャンネルである場合、送信開口中心に対応する振動子22aはチャンネル「8」及び「9」となる。そして、ピーク値に対応する振動子22aはチャンネル「102」なので、振動子22aのピッチが、例えば、0.2mmの場合、dx値は、0.2×(102−8.5)=18.7mmとなる。
dz値は、ピーク値を示す受信信号の位置と超音波探触子22までの距離あるいは受信タイミングを示す。dz値は、上述した穿刺針エコー情報から求めることができる。
The control unit 208 calculates the dx value and the dz value shown in FIG. 14C based on the peak value specified as described above (step S305).
The dx value indicates the distance between the position of the received signal indicated by the peak value and the center of the transmission aperture of the sound speed analysis beam. That is, the dx value can be calculated by specifying the channel of the transducer 22a corresponding to the peak value and the channel of the transducer 22a corresponding to the transmission aperture center of the sound velocity analysis beam. For example, as shown in FIG. 14B, the transducer 22a (transmission aperture channel) used for transmitting the ultrasonic wave when transmitting the sound velocity analysis beam has 16 channels “1” to “16”. , The transducer 22a corresponding to the center of the transmission aperture is the channels “8” and “9”. Since the vibrator 22a corresponding to the peak value is the channel “102”, when the pitch of the vibrator 22a is 0.2 mm, for example, the dx value is 0.2 × (102−8.5) = 18. 7 mm.
The dz value indicates the position of the reception signal indicating the peak value and the distance to the ultrasonic probe 22 or the reception timing. The dz value can be obtained from the puncture needle echo information described above.
制御部208は、上述したようにして算出したdx値及びdz値に基づき、穿刺針エコー情報を補正する(ステップS306)。具体的には、制御部208は、最初に、dx値及びdz値から直線パラメーターのθi値を補正する。θi値の補正値θi´は、下記式(3)によって求めることができる。
θi´=tan−1(dx/dz)・・・(3)
また、制御部208は、穿刺針エコー情報(z)の補正値(z´)についても、下記式(4)によって求めることができる。
z´=z・(dx/dz)・・・(4)
The control unit 208 corrects the puncture needle echo information based on the dx value and the dz value calculated as described above (step S306). Specifically, the control unit 208 first corrects the θ i value of the linear parameter from the dx value and the dz value. The correction value θ i ′ of the θ i value can be obtained by the following equation (3).
θ i ′ = tan −1 (dx / dz) (3)
Further, the control unit 208 can also obtain the correction value (z ′) of the puncture needle echo information (z) by the following equation (4).
z ′ = z · (dx / dz) (4)
制御部208は、音速算出部203fを機能させて、上述のようにして算出されたθi´値から被検体内における音速の補正値を算出し(ステップS307)、この処理を終了する。音速は、整相加算を行うときの遅延時間の設定に用いられるものであり、初期設定値は1540m/sとなっている。音速の補正値(c)は、下記式(5)によって求めることができる。
c=1540×tanθi´/tanθi・・・(5)
The control unit 208 causes the sound speed calculation unit 203f to function, calculates the correction value of the sound speed in the subject from the θ i ′ value calculated as described above (step S307), and ends this process. The sound speed is used for setting the delay time when performing phasing addition, and the initial set value is 1540 m / s. The sound velocity correction value (c) can be obtained by the following equation (5).
c = 1540 × tan θ i ′ / tan θ i (5)
本実施の形態では、音速の補正値を求めることにより、適切な整相加算を行うことができ、良質な超音波画像を取得することができるようになる。 In the present embodiment, by obtaining the correction value of the sound velocity, appropriate phasing addition can be performed, and a high-quality ultrasonic image can be acquired.
続いて、制御部208は、図6に示すように、幾何変換処理を実行し、穿刺針エコー情報に基づいて上述した穿刺アクセス情報を取得する(ステップS104)。 Subsequently, as shown in FIG. 6, the control unit 208 executes a geometric transformation process, and acquires the puncture access information described above based on the puncture needle echo information (step S104).
穿刺アクセス情報は、穿刺針エコー情報と超音波の反射の法則から求めることができる。 The puncture access information can be obtained from the puncture needle echo information and the law of ultrasonic reflection.
例えば、図15に示すように、方位方向に垂直な方向に送信された穿刺針探索用ビームを受信して得られた受信エコーデータに基づく穿刺針エコー情報が示す関数直線H上の点P(x1,z1)から穿刺針24の実際の位置が何れにあるかを考えてみる。 For example, as shown in FIG. 15, a point P on a function line H indicated by puncture needle echo information based on received echo data obtained by receiving a puncture needle search beam transmitted in a direction perpendicular to the azimuth direction ( Consider the actual position of the puncture needle 24 from x 1 , z 1 ).
点Pの深度z1は、超音波探触子22の超音波の送信位置から穿刺針24までの距離a1と、送信位置から送信された超音波の穿刺針24における反射点から、当該反射した超音波が受信する受信位置までの距離b1との和であり、すなわち、下記式(6)によって表すことができる。
z1=a1+b1・・・(6)
また、a1とb1との比率は、下記式(7)によって表すことができる。
a1:b1=cos2θr:1・・・(7)
ここで、角度値θrは、穿刺針24の実際の挿入角度を示す。
The depth z 1 of the point P is reflected from the distance a 1 from the ultrasonic transmission position of the ultrasonic probe 22 to the puncture needle 24 and the reflection point of the ultrasonic puncture needle 24 transmitted from the transmission position. the sum of the distances b 1 to the reception position ultrasonic wave is received, i.e., can be represented by the following formula (6).
z 1 = a 1 + b 1 (6)
The ratio between a 1 and b 1 can be expressed by the following formula (7).
a 1 : b 1 = cos 2θ r : 1 (7)
Here, the angle value θ r indicates the actual insertion angle of the puncture needle 24.
そして、a1、b1及びc1は、下記式(8)〜(10)によって表すことができる。ここで、c1は、超音波の送信位置から受信位置までの距離を示す。
a1=(z1・cos2θr)/(1+cos2θr)・・・(8)
b1=z1/(1+cos2θr)・・・(9)
c1=b1・sin2θr=(z1・sin2θr)/(1+co2θr)・・・(10)
Then, a 1, b 1 and c 1 can be represented by the following formula (8) to (10). Here, c 1 indicates the distance from the transmission position of the ultrasonic wave to the reception position.
a 1 = (z 1 · cos 2θ r ) / (1 + cos 2θ r ) (8)
b 1 = z 1 / (1 + cos 2θ r ) (9)
c 1 = b 1 · sin 2θ r = (z 1 · sin 2θ r ) / (1 + co 2θ r ) (10)
ここで、穿刺針エコー情報を表す上記式(2)によれば、下記式(11)によってtanθiが求まる。
tanθi=(a+b)/{(a/tanθr)+bsin2θr}
={(1+cos2θr)tanθr}/(cos2θr+tanθrsin2θr)
=2θr・・・(11)
したがって、穿刺針24の実際の挿入角度θrは、下記式(12)によって求められる。
θr=sin−1(tanθi)/2・・・(12)
Here, according to the above equation (2) representing the puncture needle echo information, tan θ i is obtained by the following equation (11).
tan θ i = (a + b) / {(a / tan θ r ) + bsin 2θ r }
= {(1 + cos2θ r) tanθ r} / (cos2θ r + tanθ r sin2θ r)
= 2θ r (11)
Therefore, the actual insertion angle θ r of the puncture needle 24 is obtained by the following equation (12).
θ r = sin −1 (tan θ i ) / 2 (12)
次に、x1がc1となるz1を下記式(13)によって求める。
z1=tanθi・x1+ρi/cosθi
=tanθi・{z1・sin2θr/(1+cos2θr)}+ρi/cosθi
={ρi/cosθi}・{(1+cos2θr)/(1+cos2θr−tanθisin2θr)・・・(13)
したがって、上記式(8)及び上記式(13)によれば、超音波探触子22の超音波の送信位置から穿刺針24までの距離a1、すなわち、穿刺針24の実際の深度Zは、下記式(14)によって求めることができる。
Z=a1
=(z1・cos2θr)/(1+cos2θr)
={ρi/cosθi}・{cos2θr/(1+cos2θr−tanθisin2θr)}・・・(14)
Next, z 1 at which x 1 becomes c 1 is obtained by the following equation (13).
z 1 = tan θ i · x 1 + ρ i / cos θ i
= Tan θ i · {z 1 · sin 2θ r / (1 + cos 2θ r )} + ρ i / cos θ i
= {Ρ i / cos θ i } · {(1 + cos 2θ r ) / (1 + cos 2θ r −tan θ i sin 2θ r ) (13)
Therefore, according to the above equations (8) and (13), the distance a 1 from the ultrasonic transmission position of the ultrasonic probe 22 to the puncture needle 24, that is, the actual depth Z of the puncture needle 24 is The following equation (14) can be obtained.
Z = a 1
= (Z 1 · cos 2θ r ) / (1 + cos 2θ r )
= {Ρ i / cos θ i } · {cos 2θ r / (1 + cos 2θ r −tan θ i sin 2θ r )} (14)
また、例えば図16に示すように、超音波探触子22の外側方向に所定角度θ´向けて送信された穿刺針探索用ビームを受信して得られた受信エコーデータに基づいて穿刺アクセス情報を得ることを考えてみる。なお、この例において、穿刺針エコー情報(z)は下記式(15)によって表される。
z=tanθk・x+ρk/cosθk・・・(15)
For example, as shown in FIG. 16, puncture access information based on received echo data obtained by receiving a puncture needle search beam transmitted toward the predetermined angle θ ′ in the outer direction of the ultrasound probe 22. Think about getting. In this example, the puncture needle echo information (z) is expressed by the following formula (15).
z = tan θ k · x + ρ k / cos θ k (15)
穿刺針エコー情報(z)が示す関数直線H2上のある点P2の座標を(x2,z2)とした場合、点P2の深度z2は、上述した例と同様に、超音波探触子22の超音波の送信位置から穿刺針24の反射点までの距離a2と、穿刺針24の反射点から、当該反射した超音波が受信する受信位置までの距離b2との和であり、すなわち、下記式(16)によって表すことができる。
z2=a2+b2・・・(16)
また、a2とb2との比率は、下記式(17)によって表すことができる。
a2:b2=cos(2θs−θ´):cosθ´・・・(17)
When the puncture needle return information (z) of the coordinates P 2 point on the function straight line H 2 indicated as (x 2, z 2), the depth z 2 of the point P 2, as in the example described above, ultrasonic the distance a 2 from the ultrasonic transmitting position of the ultrasonic probe 22 to the reflection point of the puncture needle 24, the reflecting point of the puncture needle 24, and the distance b 2 to the reception position the ultrasonic waves the reflective receives That is, it can be represented by the following formula (16).
z 2 = a 2 + b 2 (16)
The ratio between a 2 and b 2 can be represented by the following formula (17).
a 2 : b 2 = cos (2θ s −θ ′): cos θ ′ (17)
そして、a2、b2及びc2は、下記式(18)〜(20)によって表すことができる。ここで、c2は、超音波の送信位置から受信位置までの距離を示す。
a2={z2・cos(2θs−θ´)}/{cosθ´+cos(2θs−θ´)}・・・(18)
b2=(z2・cosθ´)/{cosθ´+cos(2θs−θ´)}・・・(19)
c2=b2・sin(2θs−θ´)−a2・sinθ´
={z2・sin(2θs−2θ´)}/{cosθ´+cos(2θs−θ´)}・・・(20)
Then, a 2, b 2 and c 2 can be represented by the following formula (18) to (20). Here, c 2 denotes the distance to the reception position from the transmission position of ultrasonic waves.
a 2 = {z 2 · cos (2θ s −θ ′)} / {cos θ ′ + cos (2θ s −θ ′)} (18)
b 2 = (z 2 · cos θ ′) / {cos θ ′ + cos (2θ s −θ ′)} (19)
c 2 = b 2 · sin (2θ s −θ ′) − a 2 · sin θ ′
= {Z 2 · sin (2θ s −2θ ′)} / {cos θ ′ + cos (2θ s −θ ′)} (20)
そして、穿刺針エコー情報を表す上記式(15)によれば、穿刺針24の実際の挿入角度θsは、下記式(21)によって求められる。
θs=sin−1tanθk/2+θ´/2・・・(21)
Then, according to the above equation (15) representing the puncture needle echo information, the actual insertion angle θ s of the puncture needle 24 is obtained by the following equation (21).
θ s = sin −1 tan θ k / 2 + θ ′ / 2 (21)
次に、x2がc2となるz2を下記式(22)によって求める。
z2=tanθk・x2+ρk/cosθk
=tanθk・{z2・sin(2θs−2θ´)}/{cosθ´+cos(2θs−θ´)}+ρk/cosθk
=(ρk/cosθk)・[{cosθ´+cos(2θs−θ´)}/{cosθ´+cos(2θs−θ´)−tanθksin(2θs−2θ´)}]・・・(22)
したがって、上記式(18)及び上記式(22)によれば、穿刺針24の実際の深度Z2は、下記式(23)によって求めることができる。
Z2=a2cosθ´+a2sinθ´tanθs
={z2・cos(2θs−θ´)(cosθ´+sinθ´tanθs)}/{cosθ´+cos(2θs−θ´)}
=(ρk/cosθk)・{cos(2θs−θ´)(cosθ´+sinθ´tanθs)}/{cosθ´+cos(2θs−θ´)−tanθksin(2θs−2θ´)}・・・(23)
Next, determine the z 2 where x 2 is c 2 by the equation (22).
z 2 = tan θ k · x 2 + ρ k / cos θ k
= Tan θ k · {z 2 · sin (2θ s −2θ ′)} / {cos θ ′ + cos (2θ s −θ ′)} + ρ k / cos θ k
= (Ρ k / cosθ k) · [{cosθ' + cos (2θ s -θ')} / {cosθ' + cos (2θ s -θ') -tanθ k sin (2θ s -2θ')}] ··· (22)
Therefore, according to the equation (18) and the formula (22), the actual depth Z 2 of the puncture needle 24 can be determined by the following equation (23).
Z 2 = a 2 cos θ ′ + a 2 sin θ′tan θ s
= {Z 2 · cos (2θ s −θ ′) (cos θ ′ + sin θ ′ tan θ s )} / {cos θ ′ + cos (2θ s −θ ′)}
= (Ρ k / cosθ k) · {cos (2θ s -θ') (cosθ' + sinθ'tanθ s)} / {cosθ' + cos (2θ s -θ') -tanθ k sin (2θ s -2θ') } ... (23)
本実施の形態では、以上のようにして、穿刺針24の実際の挿入角度及び深度が特定された穿刺アクセス情報を生成することができる。これにより、取得した受信信号から穿刺針24の位置をより正確に把握することができる。
なお、本実施の形態では、穿刺針探索用ビームによって得られた受信信号を用いて穿刺針24の位置を検出する例について説明したが、穿刺針24の挿入角度が浅く、スキャン用ビームによっても穿刺針エコー情報が十分に得られる状況であれば、スキャン用ビームの送受信によって得られた受信信号に対して上述したハフ変換を適用して穿刺針24の位置を検出するようにしてもよい。
In the present embodiment, it is possible to generate puncture access information in which the actual insertion angle and depth of the puncture needle 24 are specified as described above. Thereby, the position of the puncture needle 24 can be grasped more accurately from the acquired reception signal.
In this embodiment, the example in which the position of the puncture needle 24 is detected using the received signal obtained by the puncture needle search beam has been described. However, the insertion angle of the puncture needle 24 is shallow, and the scan beam is also used. If the puncture needle echo information is sufficiently obtained, the position of the puncture needle 24 may be detected by applying the above-described Hough transform to the received signal obtained by transmitting and receiving the scanning beam.
以上のようにして穿刺アクセス情報と音速の補正値が得られると、制御部208は、以下のようにして1フレーム分の超音波画像データを取得する。
すなわち、制御部208は、図6に示すように、上述したようにしてスキャン用ビームの送受信を行う(ステップS105)。
When the puncture access information and the sound velocity correction value are obtained as described above, the control unit 208 acquires ultrasonic image data for one frame as follows.
That is, as shown in FIG. 6, the control unit 208 transmits and receives the scanning beam as described above (step S105).
次に、制御部208は、上述したようにして補正された音速に従って、整相加算におけるチャンネル毎の遅延時間を設定する(ステップS106)。なお、補正された音速での整相加算でなくてもよく、補正された音速に近似する音速での整相加算を行うようにしてもよい。その後、制御部208は、設定したチャンネル毎の遅延時間に従い、サンプリングメモリー203cから受信信号を読み出して整相加算部203dによる整相加算を行って生体組織画像データを構成する音線データを生成し、画像処理部204に出力する(ステップS107)。このとき、受信開口中心(第1の受信開口中心)は、スキャン用ビームの送信開口中心と同一の位置となる。 Next, the control unit 208 sets a delay time for each channel in the phasing addition in accordance with the sound speed corrected as described above (step S106). Note that the phasing addition at the corrected sound speed may not be performed, and the phasing addition at the sound speed approximating the corrected sound speed may be performed. Thereafter, in accordance with the set delay time for each channel, the control unit 208 reads the received signal from the sampling memory 203c, performs phasing addition by the phasing addition unit 203d, and generates sound ray data constituting the biological tissue image data. The image is output to the image processing unit 204 (step S107). At this time, the reception aperture center (first reception aperture center) is at the same position as the transmission aperture center of the scanning beam.
次に、制御部208は、穿刺アクセス情報に基づいて、ステップS104において送信されたスキャン用ビームの送信開口中心から、受信開口中心(第2の受信開口中心)に対応するチャンネルを設定する(ステップS108)。すなわち、第2の受信開口中心に対応するチャンネルは、送信開口中心に対応するチャンネルから穿刺アクセス情報を適用することにより特定することができる。その結果、例えば、図17に示すように、図中R1で示される生体組織画像データを構成する音線データを生成する際に設定される第1の受信開口中心に対し、穿刺針画像データを構成する音線データを生成する際に設定される第2の受信開口中心は、図中R2で示されるようにシフトした位置となる。これにより、穿刺針24の位置が明瞭に表れた超音波画像データを生成することができるようになる。 Next, based on the puncture access information, the control unit 208 sets a channel corresponding to the reception aperture center (second reception aperture center) from the transmission aperture center of the scanning beam transmitted in Step S104 (Step S104). S108). That is, the channel corresponding to the second reception aperture center can be specified by applying the puncture access information from the channel corresponding to the transmission aperture center. As a result, for example, as shown in FIG. 17, with respect to the first receiving opening center which is set when generating the sound ray data constituting the tissue image data shown in the figure R 1, the puncture needle image data The second receiving aperture center set when generating the sound ray data that constitutes is the position shifted as indicated by R 2 in the figure. Thereby, it is possible to generate ultrasonic image data in which the position of the puncture needle 24 clearly appears.
制御部208は、このようにして設定した第2の受信開口中心に基づき、上述したようにして設定されたチャンネル毎の遅延時間に従い、サンプリングメモリー203cから受信信号を読み出して整相加算部203dによる整相加算を行って穿刺針画像データを構成する音線データを生成し、画像処理部204に出力する(ステップS109)。 Based on the second reception aperture center set in this way, the control unit 208 reads out the received signal from the sampling memory 203c according to the delay time for each channel set as described above, and uses the phasing addition unit 203d. The phasing addition is performed to generate sound ray data constituting the puncture needle image data, and output to the image processing unit 204 (step S109).
続いて、制御部208は、1フレーム分の音線データが取得されたか否かを判定する(ステップS110)。制御部208は、1フレーム分の音線データが取得されたと判定したときは(ステップS110:Y)、上述したようにして画像メモリー部205の穿刺針画像用フレームバッファ205aに記憶された穿刺針画像データと、生体組織画像用フレームバッファ205bに記憶された生体組織画像データとを合成して合成画像データを生成して合成画像用フレームバッファ205cに記憶し(ステップS111)、この処理を終了する。その結果、例えば、図18(A)に示される生体組織画像データと、図18(B)に示される穿刺針画像データとが合成されて、図18(C)に示すような合成画像データが生成される。
これに対し、図19(A)に示すような生体組織画像データを取得するためにスキャンを行うとともに、さらに、超音波ビームの角度を穿刺針の方向に向けてスキャンを行って、図19(B)に示すような明瞭な穿刺針画像データを取得するように構成された従来の方法では、本実施の形態と比べてフレームレートの劣るものであることがわかる。また、図19(A)に示される生体組織画像データと図19(B)に示される穿刺針画像データとを合成して合成画像データを生成すると、図19(C)に示されるようになり、穿刺針の描出性能は劣るものとなる。
Subsequently, the control unit 208 determines whether or not sound ray data for one frame has been acquired (step S110). When the control unit 208 determines that the sound ray data for one frame has been acquired (step S110: Y), the puncture needle stored in the puncture needle image frame buffer 205a of the image memory unit 205 as described above. The synthesized image data is generated by synthesizing the image data and the biological tissue image data stored in the biological tissue image frame buffer 205b, and is stored in the synthetic image frame buffer 205c (step S111), and this process ends. . As a result, for example, the biological tissue image data shown in FIG. 18 (A) and the puncture needle image data shown in FIG. 18 (B) are synthesized, and composite image data as shown in FIG. 18 (C) is obtained. Generated.
On the other hand, scanning is performed in order to acquire biological tissue image data as shown in FIG. 19A, and further, scanning is performed with the angle of the ultrasonic beam directed toward the puncture needle. It can be seen that the conventional method configured to acquire clear puncture needle image data as shown in B) is inferior in frame rate as compared to the present embodiment. Further, when the biological tissue image data shown in FIG. 19A and the puncture needle image data shown in FIG. 19B are synthesized to generate composite image data, the result is as shown in FIG. 19C. The rendering performance of the puncture needle is inferior.
一方、制御部208は、ステップS111において、1フレーム分の音線データが取得されたと判定しないときは(ステップS111:N)、ステップS105の処理を実行する。 On the other hand, when it is not determined in step S111 that sound ray data for one frame has been acquired (step S111: N), the control unit 208 executes the process of step S105.
また、制御部208は、ステップS102において、穿刺針24が被検体内にあると判定しないときは(ステップS102:N)、通常のスキャン動作によるスキャン処理を実行し(ステップS112)、生体組織画像データを生成した後(ステップS113)、この処理を終了する。すなわち、穿刺針24が検出されない場合は、穿刺針画像データを生成せず、生体組織画像データに基づく超音波画像が表示されるように制御される。 In addition, when it is determined in step S102 that the puncture needle 24 is not inside the subject (step S102: N), the control unit 208 performs a scanning process by a normal scanning operation (step S112), and the biological tissue image After the data is generated (step S113), this process is terminated. That is, when the puncture needle 24 is not detected, the puncture needle image data is not generated, and an ultrasonic image based on the biological tissue image data is displayed.
次に、超音波画像診断装置20の制御部208にて実行される穿刺画像抽出処理について図9を参照しながら説明する。この穿刺画像抽出処理は、例えば、1フレーム分の超音波画像データが生成される毎に実行される処理である。本実施の形態では、この穿刺画像抽出処理により、上述のようにして取得した超音波画像データから、穿刺針24の被検体への挿入に係る部分を抽出し、これを静止画像データとし、あるいは、動画像データとして記憶部209に保存することができる。 Next, a puncture image extraction process executed by the control unit 208 of the ultrasonic image diagnostic apparatus 20 will be described with reference to FIG. This puncture image extraction process is, for example, a process that is executed every time ultrasound image data for one frame is generated. In the present embodiment, by this puncture image extraction process, a portion related to insertion of the puncture needle 24 into the subject is extracted from the ultrasonic image data acquired as described above, and this is used as still image data. The image data can be stored in the storage unit 209 as moving image data.
先ず、制御部208は、生成された超音波画像データが上述した合成画像データであるか否かを判定する(ステップS401)。制御部208は、生成された超音波画像データが合成画像データであると判定したときは(ステップS401:Y)、被検体に穿刺針24が挿入されていると判断して、ステップS402の処理を実行する。制御部208は、ステップS402において、前フレームにおいて生成された超音波画像データが合成画像データであったか否かを判定する(ステップS402)。すなわち、制御部208は、穿刺針24が引き続き被検体内に挿入されているか否かを判定する。制御部208は、前フレームにおいて生成された超音波画像データが合成画像データであったと判定しないときは(ステップS402:N)、被検体への穿刺針24の挿入が開始されたものと判断して、穿刺動画像データの生成を開始し(ステップS403)、この処理を終了する。一方、制御部208は、前フレームにおいて生成された超音波画像データが合成画像データであったと判定したときは(ステップS402:Y)、穿刺動画像データの生成が継続中であると判断して、ステップS403を実行することなく、この処理を終了する。 First, the control unit 208 determines whether or not the generated ultrasonic image data is the above-described composite image data (step S401). When the control unit 208 determines that the generated ultrasonic image data is composite image data (step S401: Y), the control unit 208 determines that the puncture needle 24 is inserted into the subject, and performs the process of step S402. Execute. In step S402, the control unit 208 determines whether or not the ultrasound image data generated in the previous frame is composite image data (step S402). That is, the control unit 208 determines whether or not the puncture needle 24 is continuously inserted into the subject. When the control unit 208 does not determine that the ultrasonic image data generated in the previous frame is composite image data (step S402: N), the control unit 208 determines that the insertion of the puncture needle 24 into the subject has started. Then, generation of puncture moving image data is started (step S403), and this process is terminated. On the other hand, when the control unit 208 determines that the ultrasound image data generated in the previous frame is composite image data (step S402: Y), the control unit 208 determines that generation of puncture moving image data is ongoing. This process is terminated without executing step S403.
また、制御部208は、ステップS401において、生成された超音波画像データが合成画像データであると判定しないときは(ステップS401:N)、被検体に穿刺針24が挿入されていないと判断して、ステップS404の処理を実行する。制御部208は、ステップS404において、前フレームにおいて生成された超音波画像データが合成画像データであったか否かを判定する(ステップS404)。制御部208は、前フレームにおいて生成された超音波画像データが合成画像データであったと判定しないときは(ステップS404:N)、以下の処理を実行することなくこの処理を終了する。一方、制御部208は、前フレームにおいて生成された超音波画像データが合成画像データであったと判定したときは(ステップS404:Y)、被検体から穿刺針24が引き抜かれたと判断して、穿刺動画像データの生成を終了する(ステップS405)。 If the control unit 208 does not determine in step S401 that the generated ultrasound image data is composite image data (step S401: N), the control unit 208 determines that the puncture needle 24 is not inserted into the subject. Then, the process of step S404 is executed. In step S404, the control unit 208 determines whether or not the ultrasound image data generated in the previous frame is composite image data (step S404). When the control unit 208 does not determine that the ultrasound image data generated in the previous frame is composite image data (step S404: N), the control unit 208 ends this processing without executing the following processing. On the other hand, when the control unit 208 determines that the ultrasonic image data generated in the previous frame is composite image data (step S404: Y), the control unit 208 determines that the puncture needle 24 has been pulled out from the subject, and performs puncture. The generation of moving image data is finished (step S405).
次に、制御部208は、穿刺動画像データの生成の開始から終了までの間に取得された複数フレームの合成画像データを時系列に切替表示可能な動画像として再生可能とするための穿刺動画像データファイルを作成する(ステップS406)。穿刺動画像データファイルは、所定の圧縮形式により生成され、例えば、AVI(Audio-Video Interleaved format)やMPEG2(Moving Picture Experts Group 2)等が適用可能である。 Next, the control unit 208 performs a puncture moving image for enabling the composite image data of a plurality of frames acquired from the start to the end of generation of the puncture moving image data to be reproduced as a moving image that can be switched and displayed in time series. An image data file is created (step S406). The puncture moving image data file is generated in a predetermined compression format, and for example, AVI (Audio-Video Interleaved format), MPEG2 (Moving Picture Experts Group 2), or the like is applicable.
制御部208は、上述のようにして作成された穿刺動画像データファイルを記憶部209に保存する(ステップS407)。 The control unit 208 stores the puncture moving image data file created as described above in the storage unit 209 (step S407).
次に、制御部208は、穿刺動画像データファイルに含まれる合成画像データから、穿刺針24が最深の位置である静止画像を抽出するか否かを判定する(ステップS408)。穿刺針24が最深の位置である静止画像を抽出するか否かについては、例えば、操作入力部201による所定の操作が行われたか否かにより判定される。制御部208は、穿刺針24が最深の位置である静止画像を抽出すると判定したときは(ステップS408:Y)、穿刺動画像データファイルに含まれる合成画像データから、穿刺針24が最深の位置である合成画像データを抽出する(ステップS409)。具体的には、制御部208は、例えば、穿刺動画像データファイルに含まれる各合成画像データに対応する各穿刺針画像データを穿刺針画像用フレームバッファ205aより読み出してそれぞれ2値に量子化する。制御部208は、この2値化した各穿刺針画像データをxy空間にそれぞれ展開する。制御部208は、xy空間上に展開された穿刺針画像データから、穿刺針24の挿入位置と穿刺針24の先端位置との距離をそれぞれ求め、比較する。このとき、比較対象として、x軸における積分を比較することにより、最深の穿刺針画像データを特定することができるが、三角関数により穿刺針の長さをそれぞれ求めて、これを比較するようにしてもよい。また、上述したようにして受信エコーデータをハフ変換した結果をフレーム毎に保持しておき、最大投票数が最も大きいフレームに対応する合成画像データを抽出することにより、穿刺針24が最深の位置である合成画像データを抽出するようにしてもよい。また、本実施の形態では、穿刺動画像データの生成の開始から終了までの間に取得された合成画像データの中から、穿刺針24が最深の位置である合成画像データを抽出するようにしたが、超音波画像データを生成する毎に、それ以前に取得した合成画像データよりも穿刺針24の深度が大きい場合に、その都度、穿刺針24が最深の位置である合成画像データとして保持しておき、最終的に保持された合成画像データを穿刺針24が最深の位置である静止画像として保存するようにしてもよい。 Next, the control unit 208 determines whether or not to extract a still image where the puncture needle 24 is at the deepest position from the composite image data included in the puncture moving image data file (step S408). Whether or not the still image where the puncture needle 24 is at the deepest position is extracted is determined based on, for example, whether or not a predetermined operation by the operation input unit 201 has been performed. When the control unit 208 determines to extract a still image in which the puncture needle 24 is at the deepest position (step S408: Y), the control unit 208 determines from the composite image data included in the puncture moving image data file that the puncture needle 24 is at the deepest position. Is extracted (step S409). Specifically, for example, the control unit 208 reads each puncture needle image data corresponding to each composite image data included in the puncture moving image data file from the puncture needle image frame buffer 205a, and quantizes them into binary values. . The control unit 208 develops each binarized puncture needle image data in the xy space. The control unit 208 obtains and compares the distance between the insertion position of the puncture needle 24 and the tip position of the puncture needle 24 from the puncture needle image data developed in the xy space. At this time, as a comparison object, the deepest puncture needle image data can be specified by comparing the integrals on the x-axis, but the lengths of the puncture needles are obtained by trigonometric functions, and these are compared. May be. Further, the result of the Hough transform of the received echo data as described above is held for each frame, and the synthetic image data corresponding to the frame having the largest maximum number of votes is extracted, so that the puncture needle 24 is positioned at the deepest position. The synthesized image data may be extracted. In the present embodiment, the composite image data in which the puncture needle 24 is at the deepest position is extracted from the composite image data acquired from the start to the end of the generation of the puncture moving image data. However, every time ultrasonic image data is generated, if the depth of the puncture needle 24 is greater than the previously obtained composite image data, the puncture needle 24 is held as the composite image data at the deepest position. The composite image data finally held may be stored as a still image where the puncture needle 24 is at the deepest position.
制御部208は、上述のようにして抽出した合成画像データを記憶部209に記憶して(ステップS410)、この処理を終了する。 The control unit 208 stores the composite image data extracted as described above in the storage unit 209 (step S410), and ends this process.
また、制御部208は、ステップS408において、穿刺針24が最深の位置である静止画像を抽出すると判定しないときは(ステップS408:N)、穿刺針24が最深の位置である合成画像データと、その前後所定期間において生成された合成画像データとの複数フレームの合成画像データを抽出して時系列に切替表示可能な動画像データを生成するか否かを判定する(ステップS411)。穿刺針24が最深の位置である合成画像データと、その前後所定期間において生成された合成画像データとの複数フレームの合成画像データを抽出して時系列に切替表示可能な動画像を生成するか否かについては、例えば、操作入力部201による所定の操作が行われたか否かにより判定される。なお、合成画像データの抽出期間は任意に設定することができる。 Further, when the control unit 208 does not determine in step S408 to extract a still image in which the puncture needle 24 is at the deepest position (step S408: N), the composite image data in which the puncture needle 24 is at the deepest position; It is determined whether or not moving image data that can be switched and displayed in time series is generated by extracting composite image data of a plurality of frames with the composite image data generated in a predetermined period before and after that (step S411). Whether to extract a plurality of frames of composite image data of composite image data where the puncture needle 24 is at the deepest position and composite image data generated in a predetermined period before and after that to generate a moving image that can be switched and displayed in time series For example, whether or not a predetermined operation by the operation input unit 201 has been performed is determined. Note that the extraction period of the composite image data can be arbitrarily set.
制御部208は、穿刺針24が最深の位置である合成画像データと、その前後所定期間において生成された合成画像データとの複数フレームの合成画像データを抽出して時系列に切替表示可能な動画像データを生成すると判定したときは(ステップS411:Y)、上述したようにして穿刺針24が最深の位置である合成画像データを抽出するとともに、その前後の所定期間において生成された合成画像データを抽出する(ステップS412)。そして、制御部208は、これらの合成画像データを時系列に切替表示可能な動画像として再生可能とするための最深穿刺動画像データファイルを作成する(ステップS413)。制御部208は、上述のようにして作成された最深穿刺動画像データファイルを記憶部209に保存して(ステップS407)、この処理を終了する。 The control unit 208 extracts a plurality of frames of composite image data of the composite image data in which the puncture needle 24 is at the deepest position and composite image data generated in a predetermined period before and after the puncture needle 24, and a moving image that can be switched and displayed in time series When it is determined that the image data is to be generated (step S411: Y), the composite image data in which the puncture needle 24 is at the deepest position is extracted as described above, and the composite image data generated in a predetermined period before and after that is extracted. Is extracted (step S412). Then, the control unit 208 creates a deepest puncture moving image data file for enabling reproduction of these synthesized image data as moving images that can be switched and displayed in time series (step S413). The control unit 208 saves the deepest puncture moving image data file created as described above in the storage unit 209 (step S407), and ends this process.
また、制御部208は、ステップS411において、穿刺針24が最深の位置である合成画像データと、その前後所定期間において生成された合成画像データとの複数フレームの合成画像データを抽出して時系列に切替表示可能な動画像データを生成すると判定しないときは(ステップS411:N)、ステップS412〜ステップS414の処理を実行せず、この処理を終了する。 In step S411, the control unit 208 extracts a plurality of frames of composite image data of the composite image data in which the puncture needle 24 is at the deepest position and composite image data generated in a predetermined period before and after the puncture needle 24, and If it is not determined that moving image data that can be switched and displayed is generated (step S411: N), the processing of steps S412 to S414 is not executed, and this processing ends.
上述のようにして生成された最深穿刺画像データや最深穿刺動画像データは、上述したDICOM規格に則った画像ファイルに変換して、PACS30等に送信される。ここで、超音波画像診断の開始から終了までの間に取得された超音波画像データを画像ファイルに変換し、最新穿刺画像データや最新穿刺動画像データとともにPACS30等に送信するようにしてもよい。 The deepest puncture image data and the deepest puncture moving image data generated as described above are converted into an image file conforming to the DICOM standard described above and transmitted to the PACS 30 or the like. Here, ultrasonic image data acquired from the start to the end of the ultrasonic image diagnosis may be converted into an image file and transmitted to the PACS 30 and the like together with the latest puncture image data and the latest puncture moving image data. .
本実施の形態では、上述したようにして最深穿刺画像データや最深穿刺動画像データを生成するので、診療記録として保存することができるとともに、インフォームドコンセントの実施において利用するために最適な画像として保持しておくことができるようになる。 In the present embodiment, the deepest puncture image data and the deepest puncture moving image data are generated as described above, so that it can be stored as a medical record and as an optimal image for use in the implementation of informed consent. It becomes possible to hold.
以上説明したように、本実施の形態によれば、制御部208は、受信信号に基づいて被検体への穿刺針24の挿入を検出し、該被検体への穿刺針24の挿入が検出されている期間において得られた受信信号に基づいて生成された超音波画像データを抽出する。その結果、穿刺針の検出があったときに穿刺針が挿入された超音波画像データが抽出されるので、所望の超音波画像データを取得するために、医師や技師等の操作者が超音波探触子や穿刺針の手技を煩わすことがなく、手技に集中させることができる。したがって、操作を容易にして穿刺針が挿入された超音波画像データを抽出することができるようになる。 As described above, according to the present embodiment, the control unit 208 detects the insertion of the puncture needle 24 into the subject based on the received signal, and the insertion of the puncture needle 24 into the subject is detected. Ultrasonic image data generated based on the received signal obtained during a certain period is extracted. As a result, when the puncture needle is detected, the ultrasonic image data into which the puncture needle is inserted is extracted, so that an operator such as a doctor or an engineer can obtain the desired ultrasonic image data. It is possible to concentrate on the procedure without bothering the probe and puncture needle. Therefore, it becomes possible to extract the ultrasound image data in which the puncture needle is inserted with ease of operation.
また、本実施の形態によれば、制御部208は、被検体への穿刺針24の挿入が検出されている期間において得られた受信信号に基づいて生成された複数フレームの超音波画像データを動画像データとして抽出する。その結果、穿刺針の穿刺に係る診断に必要な超音波画像を動画像として表示させることができ、診断効率の向上が図れるようになる。 Further, according to the present embodiment, the control unit 208 uses the plurality of frames of ultrasonic image data generated based on the received signal obtained during the period in which the insertion of the puncture needle 24 into the subject is detected. Extracted as moving image data. As a result, it is possible to display an ultrasonic image necessary for diagnosis related to the puncture of the puncture needle as a moving image, thereby improving the diagnostic efficiency.
また、本実施の形態によれば、制御部208は、被検体への穿刺針の挿入が検出ている期間において得られた受信信号であって、被検体に対する穿刺針24の挿入位置が最深であるときの受信信号に基づいて生成された超音波画像データを抽出する。その結果、例えば、穿刺針が対象に穿刺されている様子が容易に認識できるような超音波画像を表示させることができ、診断効率の向上が図れるようになる。 Further, according to the present embodiment, the control unit 208 is a reception signal obtained during a period in which insertion of the puncture needle into the subject is detected, and the insertion position of the puncture needle 24 with respect to the subject is the deepest. Ultrasonic image data generated based on a certain received signal is extracted. As a result, for example, it is possible to display an ultrasonic image so that it can be easily recognized that the puncture needle is punctured on the target, and the diagnostic efficiency can be improved.
また、本実施の形態によれば、制御部208は、被検体に対する穿刺針の挿入位置が最深であるときを含む所定期間において得られた受信信号に基づいて生成された複数フレームの超音波画像データを動画像データとして抽出する。その結果、例えば、穿刺針が対象に穿刺されている様子が容易に認識できるような超音波画像を動画像として表示させることができ、診断効率の向上が図れるようになる。 In addition, according to the present embodiment, the control unit 208 includes a plurality of frames of ultrasonic images generated based on the received signal obtained in a predetermined period including when the insertion position of the puncture needle with respect to the subject is the deepest. Data is extracted as moving image data. As a result, for example, it is possible to display an ultrasonic image as a moving image so that it can be easily recognized that the puncture needle is punctured on the target, and the diagnostic efficiency can be improved.
また、本実施の形態によれば、送信部202は、所定幅の平面波の送信超音波が超音波探触子22から出力されるように超音波探触子22に駆動信号を与える。受信部203は、超音波探触子22から出力された平面波の送信超音波が被検体に挿入された穿刺針24によって反射した反射超音波を超音波探触子22が受信して得られた平面波の受信信号を超音波探触子22から受信する。制御部208は、受信部203によって受信した平面波の受信信号に基づいて被検体への穿刺針24の挿入を検出する。このように平面波等の探索波により穿刺針の角度と位置とを特定することで、従来のように複数角度で送信超音波を送受信して得られた受信信号を用いたコンパウンド(空間コンパウンド)法によって画像を強調するようにした場合と比較して、穿刺針の検出を行うためのフレームレートの低下を低減させることができる。また、穿刺針の音響特性を利用して穿刺針を検出することができるので、穿刺針が被検体に挿入されたことを容易に認識することができる。 In addition, according to the present embodiment, the transmission unit 202 gives a drive signal to the ultrasonic probe 22 so that transmission ultrasonic waves having a predetermined width are output from the ultrasonic probe 22. The receiving unit 203 is obtained by the ultrasonic probe 22 receiving the reflected ultrasonic wave reflected by the puncture needle 24 inserted into the subject to the transmission ultrasonic wave of the plane wave output from the ultrasonic probe 22. A plane wave reception signal is received from the ultrasonic probe 22. The control unit 208 detects the insertion of the puncture needle 24 into the subject based on the plane wave reception signal received by the reception unit 203. A compound (spatial compound) method using reception signals obtained by transmitting and receiving transmission ultrasonic waves at multiple angles as in the prior art by specifying the angle and position of the puncture needle by a search wave such as a plane wave in this way As compared with the case where the image is emphasized by this, it is possible to reduce the decrease in the frame rate for detecting the puncture needle. Further, since the puncture needle can be detected using the acoustic characteristics of the puncture needle, it can be easily recognized that the puncture needle has been inserted into the subject.
また、本実施の形態によれば、通信部210は、ネットワークNを介して外部機器との間でデータの送受信を行う。制御部208は、抽出した超音波画像データを通信部210を介してネットワークN上に接続されたPACS30に送信する。その結果、抽出した超音波画像データを画像管理装置において管理することができる。また、従来の医用画像管理システムに容易に適用することができるので、コストの上昇を抑制して利便性を向上させることができる。 Further, according to the present embodiment, the communication unit 210 transmits / receives data to / from an external device via the network N. The control unit 208 transmits the extracted ultrasonic image data to the PACS 30 connected on the network N via the communication unit 210. As a result, the extracted ultrasonic image data can be managed by the image management apparatus. In addition, since it can be easily applied to a conventional medical image management system, it is possible to improve convenience by suppressing an increase in cost.
なお、本発明の実施の形態における記述は、本発明に係る医用画像管理システムの一例であり、これに限定されるものではない。医用画像管理システムを構成する各機能部の細部構成及び細部動作に関しても適宜変更可能である。 The description in the embodiment of the present invention is an example of the medical image management system according to the present invention, and the present invention is not limited to this. The detailed configuration and detailed operation of each functional unit constituting the medical image management system can be changed as appropriate.
また、本実施の形態では、超音波画像診断装置を医用画像管理システム上に構成したが、超音波画像診断装置がネットワーク接続されない構成であってもよい。 In the present embodiment, the ultrasonic image diagnostic apparatus is configured on the medical image management system. However, the ultrasonic image diagnostic apparatus may not be connected to the network.
また、本実施の形態では、ハフ変換を適用して穿刺針エコー情報を得るようにしたが、他の方法によって穿刺針エコー情報を取得するようにしてもよい。例えば、テンプレートマッチングや、輝度分析等の方法によって穿刺針エコー情報を取得するようにしてもよい。 In the present embodiment, the puncture needle echo information is obtained by applying the Hough transform, but the puncture needle echo information may be obtained by other methods. For example, the puncture needle echo information may be acquired by a method such as template matching or luminance analysis.
また、本実施の形態では、受信エコーデータに対してエッジ検出を行ってハフ変換を実施するようにしたが、エッジ検出を行わずに受信エコーデータに対してハフ変換を行うようにしてもよい。 In the present embodiment, edge detection is performed on received echo data to perform Hough transform. However, Hough transform may be performed on received echo data without performing edge detection. .
また、本実施の形態において、穿刺アクセス情報を取得する方法は上述した方法に限定されず、被検体に挿入された穿刺針の実際の挿入角度及び深さを特定可能な方法であれば何れの方法を適用してもよい。 In the present embodiment, the method for acquiring the puncture access information is not limited to the above-described method, and any method can be used as long as the actual insertion angle and depth of the puncture needle inserted into the subject can be specified. A method may be applied.
また、本実施の形態では、受信エコーデータに基づいて穿刺針画像データを生成し、この穿刺針画像データと生体組織画像データと合成して合成画像データを生成するようにしたが、受信エコーデータに基づく穿刺針画像データを生成せず、例えば、穿刺針エコー情報や穿刺アクセス情報に基づいて穿刺針画像を仮想的に描出して生体組織画像データに合成するようにしてもよい。また、例えば、穿刺針エコー情報や穿刺アクセス情報に基づいて穿刺針の挿入を案内するガイド表示を行うようにしてもよい。 In the present embodiment, puncture needle image data is generated based on the received echo data, and this puncture needle image data and biological tissue image data are combined to generate composite image data. For example, a puncture needle image may be virtually drawn based on puncture needle echo information or puncture access information and synthesized with biological tissue image data. Further, for example, guide display for guiding insertion of a puncture needle may be performed based on puncture needle echo information and puncture access information.
また、本実施の形態では、音速の補正を行って、補正後の音速にて整相加算を行うようにしたが、音速の補正を行わないようにしてもよい。 In this embodiment, the sound speed is corrected and the phasing addition is performed at the corrected sound speed. However, the sound speed may not be corrected.
また、本実施の形態では、1フレーム毎に穿刺針エコー情報及び穿刺アクセス情報を取得や音速の補正を行うようにしたが、複数フレーム毎に行うようにしてもよい。 In the present embodiment, the puncture needle echo information and the puncture access information are acquired and the sound speed is corrected every frame, but may be performed every plural frames.
また、本実施の形態では、取得した合成画像データから、穿刺動画像データファイル、最深穿刺画像データ及び最深穿刺動画像データファイルを生成するようにしたが、これらのうちの一部のみを生成するようにしてもよい。 In the present embodiment, the puncture moving image data file, the deepest puncture image data, and the deepest puncture moving image data file are generated from the acquired composite image data, but only a part of them is generated. You may do it.
また、本実施の形態では、取得した合成画像データから、最深穿刺画像データを抽出するようにしたが、穿刺針が最深の位置以外の位置である合成画像データを抽出して保存するようにしてもよい。 In the present embodiment, the deepest puncture image data is extracted from the acquired composite image data. However, the composite image data in which the puncture needle is located at a position other than the deepest position is extracted and stored. Also good.
また、本実施の形態では、取得した超音波画像データから穿刺針が被検体内に挿入された画像データを抽出し、この抽出した画像データから画像データファイルを生成してPACS等のネットワーク上の外部機器に送信可能に構成したが、画像データファイルをネットワーク上の外部機器に送信しないように構成されたものであってもよい。 Further, in the present embodiment, image data in which a puncture needle is inserted into a subject is extracted from the acquired ultrasonic image data, and an image data file is generated from the extracted image data so as to be on a network such as PACS. The image data file may be configured not to be transmitted to an external device on the network.
また、本実施の形態では、本発明に係るプログラムのコンピュータ読み取り可能な媒体としてハードディスクや半導体の不揮発性メモリー等を使用した例を開示したが、この例に限定されない。その他のコンピュータ読み取り可能な媒体として、CD−ROM等の可搬型記録媒体を適用することが可能である。また、本発明に係るプログラムのデータを通信回線を介して提供する媒体として、キャリアウェーブ(搬送波)も適用される。 In the present embodiment, an example in which a hard disk, a semiconductor nonvolatile memory, or the like is used as a computer-readable medium for the program according to the present invention is disclosed, but the present invention is not limited to this example. As another computer-readable medium, a portable recording medium such as a CD-ROM can be applied. A carrier wave is also used as a medium for providing program data according to the present invention via a communication line.
100 医用画像管理システム
20 超音波画像診断装置
21 超音波画像診断装置本体
22 超音波探触子
22a 振動子
24 穿刺針
202 送信部
203 受信部
203c サンプリングメモリー
203d 整相加算部
203e 穿刺針位置検出部
203f 音速算出部
205 画像メモリー部
207 表示部
208 制御部(画像生成部)
209 記憶部
210 通信部
DESCRIPTION OF SYMBOLS 100 Medical image management system 20 Ultrasound image diagnostic apparatus 21 Ultrasound image diagnostic apparatus main body 22 Ultrasonic probe 22a Vibrator 24 Puncture needle 202 Transmission part 203 Reception part 203c Sampling memory 203d Staging addition part 203e Puncture needle position detection part 203f Sound velocity calculation unit 205 Image memory unit 207 Display unit 208 Control unit (image generation unit)
209 Storage unit 210 Communication unit
Claims (6)
前記受信信号に基づいて前記被検体への穿刺針の挿入を検出し、該被検体への穿刺針の挿入が検出されている期間において得られた受信信号に基づいて生成された超音波画像データを抽出する制御部を備えたことを特徴とする超音波画像診断装置。 An ultrasonic probe that outputs a transmission ultrasonic wave toward a subject by a drive signal and outputs a reception signal obtained by receiving a reflected ultrasonic wave from the subject is provided, and the ultrasonic probe In an ultrasonic diagnostic imaging apparatus that generates ultrasonic image data for displaying an ultrasonic image based on an output received signal,
Ultrasonic image data generated based on the received signal obtained in a period in which insertion of the puncture needle into the subject is detected based on the received signal and insertion of the puncture needle into the subject is detected An ultrasonic diagnostic imaging apparatus comprising a control unit for extracting the image.
前記超音波探触子から出力された前記平面波の送信超音波が前記被検体に挿入された穿刺針によって反射した反射超音波を前記超音波探触子が受信して得られた平面波の受信信号を前記超音波探触子から受信する受信部と、
を備え、
前記制御部は、前記受信部によって受信した前記平面波の受信信号に基づいて前記被検体への穿刺針の挿入を検出することを特徴とする請求項1〜4の何れか一項に記載の超音波画像診断装置。 A transmission unit that gives a drive signal to the ultrasonic probe so that transmission ultrasonic waves of a plane wave of a predetermined width are output from the ultrasonic probe;
The plane wave reception signal obtained by the ultrasonic probe receiving the reflected ultrasonic wave reflected by the puncture needle inserted into the subject with the plane wave transmission ultrasonic wave output from the ultrasonic probe. Receiving from the ultrasonic probe;
With
The super control unit according to claim 1, wherein the control unit detects insertion of a puncture needle into the subject based on a reception signal of the plane wave received by the receiving unit. Sound image diagnostic equipment.
前記制御部は、抽出した超音波画像データを前記通信部を介して前記ネットワーク上に接続された画像管理装置に送信することを特徴とする請求項1〜5の何れか一項に記載の超音波画像診断装置。 A communication unit for sending and receiving data to and from external devices via the network
The super control unit according to claim 1, wherein the control unit transmits the extracted ultrasonic image data to an image management apparatus connected to the network via the communication unit. Sound image diagnostic equipment.
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JP2012060590A JP2013192625A (en) | 2012-03-16 | 2012-03-16 | Ultrasonic image diagnostic apparatus |
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Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
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JP2017086297A (en) * | 2015-11-06 | 2017-05-25 | コニカミノルタ株式会社 | Ultrasound diagnostic apparatus and ultrasound signal processing method |
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- 2012-03-16 JP JP2012060590A patent/JP2013192625A/en active Pending
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