JP2013192628A - 超音波画像診断装置 - Google Patents
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Abstract
【解決手段】穿刺針位置検出部203eは、受信信号から被検体に挿入された穿刺針の位置を検出する。音速算出部203fは、穿刺針位置検出部203eによって検出された穿刺針で反射した反射超音波を超音波探触子で受信して得られた受信信号に基づいて被検体内における音速を算出する。
【選択図】図4
Description
前記受信信号から前記被検体に挿入された穿刺針の位置を検出する穿刺針位置検出部と、
前記穿刺針位置検出部によって検出された穿刺針で反射した反射超音波を前記超音波探触子で受信して得られた受信信号に基づいて前記被検体内における音速を算出する音速算出部と、
を備えたことを特徴とする。
前記超音波探触子は、複数の振動子にて、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振動子毎に受信信号を取得し、
前記音速算出部は、前記穿刺針位置検出部によって検出された穿刺針で反射した反射超音波を受信した前記複数の振動子のうち強度が最大である反射超音波を受信した振動子を特定し、該特定した振動子と当該振動子が受信した反射超音波に対応する送信超音波を出力した振動子との距離、及び、前記強度が最大である反射超音波の受信タイミングに基づいて前記被検体内における音速を算出することを特徴とする。
前記被検体からの反射超音波から得られた受信信号を整相加算する整相加算部と、
前記整相加算後の受信信号に基づき、超音波画像を表示するための画像データを生成する画像生成部と、
を備え、
前記整相加算部は、受信開口中心を前記音速算出部によって特定された前記複数の振動子のうち強度が最大である反射超音波を受信した振動子に変更するとともに、前記音速算出部によって算出された音速に従って前記受信信号の整相加算を行い、
前記画像生成部は、受信開口中心が変更されて整相加算された受信信号に基づいて、前記被検体に挿入された穿刺針の部分の画像である穿刺針画像が強調された穿刺針画像データを生成することを特徴とする。
前記整相加算部は、受信開口中心を前記超音波探触子によって送信された送信超音波の送信開口中心と同じにするとともに、前記音速算出部によって算出された音速に従って前記受信信号の整相加算を行い、
前記画像生成部は、前記受信開口中心を前記超音波探触子によって送信された送信超音波の送信開口中心と同じにして整相加算された受信信号に基づいて生成された画像データに前記穿刺針画像データを合成することを特徴とする。
前記被検体からの反射超音波から得られた受信信号を整相加算する整相加算部と、
前記整相加算後の受信信号に基づき、超音波画像を表示するための画像データを生成する画像生成部と、
を備え、
前記画像生成部は、前記音速算出部によって算出された音速に従って前記受信信号の整相加算を行うことを特徴とする。
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。
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。
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。
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。
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。
z=tanθi・x+ρi/cosθi・・・(2)
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。
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)
c=1540×tanθi´/tanθi・・・(5)
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。
a1=(z1・cos2θr)/(1+cos2θr)・・・(8)
b1=z1/(1+cos2θr)・・・(9)
c1=b1・sin2θr=(z1・sin2θr)/(1+co2θr)・・・(10)
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)
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)
z=tanθk・x+ρk/cosθk・・・(15)
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)
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)
θs=sin−1tanθk/2+θ´/2・・・(21)
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)
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。
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)。
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。
例えば、穿刺針画像データを生成せず、生体組織画像データのみによって穿刺針を把握しようとすると、図20(A)の破線部S1に示すように、穿刺針が明瞭に表れないため、超音波画像を視認して穿刺針の操作を行うことが困難であるが、本実施の形態によれば、図20(B)の破線部S2に示すように、穿刺針が明瞭に現れるため、超音波画像を視認しながら穿刺針の操作を正確に行うことができるようになる。
例えば、被検体の媒質の音速(例えば、1472m/s)とは異なる音速(例えば、1540m/s)を被検体の媒質の音速と想定して整相加算を行った場合には、図21(A)及び図22(A)に示すように、被検体における反射体U1,V1,X1,Y1,Z1の方位分解能が低い。また、図21(A)中W1に示すように、スペックルの粒状性がよくない。そして、図22(A)中α1に示すように、いわゆる無エコー部分におけるノイズが多く、明瞭性の劣る超音波画像が取得される。一方、本実施の形態のように、被検体の媒質の音速、もしくは、これに近似する音速(例えば、1475m/s)に対応した整相加算を行った場合には、図21(B)及び図22(B)に示すように、被検体における反射体U2,V2,X2,Y2,Z2の方位分解能が良化される。また、図21(B)中W2に示すように、スペックルの粒状性が良化される。そして、図22(B)中α2に示すように、いわゆる無エコー部分におけるノイズが抑圧され、高精細な超音波画像が取得される。
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
Claims (5)
- 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、
前記受信信号から前記被検体に挿入された穿刺針の位置を検出する穿刺針位置検出部と、
前記穿刺針位置検出部によって検出された穿刺針で反射した反射超音波を前記超音波探触子で受信して得られた受信信号に基づいて前記被検体内における音速を算出する音速算出部と、
を備えたことを特徴とする超音波画像診断装置。 - 前記超音波探触子は、複数の振動子にて、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振動子毎に受信信号を取得し、
前記音速算出部は、前記穿刺針位置検出部によって検出された穿刺針で反射した反射超音波を受信した前記複数の振動子のうち強度が最大である反射超音波を受信した振動子を特定し、該特定した振動子と当該振動子が受信した反射超音波に対応する送信超音波を出力した振動子との距離、及び、前記強度が最大である反射超音波の受信タイミングに基づいて前記被検体内における音速を算出することを特徴とする請求項1に記載の超音波画像診断装置。 - 前記被検体からの反射超音波から得られた受信信号を整相加算する整相加算部と、
前記整相加算後の受信信号に基づき、超音波画像を表示するための画像データを生成する画像生成部と、
を備え、
前記整相加算部は、受信開口中心を前記音速算出部によって特定された前記複数の振動子のうち強度が最大である反射超音波を受信した振動子に変更するとともに、前記音速算出部によって算出された音速に従って前記受信信号の整相加算を行い、
前記画像生成部は、受信開口中心が変更されて整相加算された受信信号に基づいて、前記被検体に挿入された穿刺針の部分の画像である穿刺針画像が強調された穿刺針画像データを生成することを特徴とする請求項2に記載の超音波画像診断装置。 - 前記整相加算部は、受信開口中心を前記超音波探触子によって送信された送信超音波の送信開口中心と同じにするとともに、前記音速算出部によって算出された音速に従って前記受信信号の整相加算を行い、
前記画像生成部は、前記受信開口中心を前記超音波探触子によって送信された送信超音波の送信開口中心と同じにして整相加算された受信信号に基づいて生成された画像データに前記穿刺針画像データを合成することを特徴とする請求項3に記載の超音波画像診断装置。 - 前記被検体からの反射超音波から得られた受信信号を整相加算する整相加算部と、
前記整相加算後の受信信号に基づき、超音波画像を表示するための画像データを生成する画像生成部と、
を備え、
前記画像生成部は、前記音速算出部によって算出された音速に従って前記受信信号の整相加算を行うことを特徴とする請求項1又は2に記載の超音波画像診断装置。
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