JP2015002983A - 超音波生成方法及びそれを記録したコンピュータ読取可能記録媒体並びに超音波照射装置 - Google Patents
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Abstract
【課題】超音波の伝搬経路に存在する組職の特性を考慮した超音波生成方法及びそれを記録したコンピュータ読取可能記録媒体並びに超音波照射装置を提供する。
【解決手段】本発明による超音波生成方法は、超音波照射装置から照射される超音波を生成する方法において、被写体の解剖学的情報を含む医療画像を取得する段階と、前記医療画像に基づいて前記超音波の伝搬(propagation)に影響を与える前記被写体を構成する1つ以上の組職(tissue)の特性を計算する段階と、前記計算された特性を用いて前記被写体に焦点を形成するための前記超音波のパラメータを決定する段階と、前記決定されたパラメータに従って前記超音波を生成する段階とを有する。
【選択図】 図1
【解決手段】本発明による超音波生成方法は、超音波照射装置から照射される超音波を生成する方法において、被写体の解剖学的情報を含む医療画像を取得する段階と、前記医療画像に基づいて前記超音波の伝搬(propagation)に影響を与える前記被写体を構成する1つ以上の組職(tissue)の特性を計算する段階と、前記計算された特性を用いて前記被写体に焦点を形成するための前記超音波のパラメータを決定する段階と、前記決定されたパラメータに従って前記超音波を生成する段階とを有する。
【選択図】 図1
Description
本発明は、超音波照射装置に関し、特に、超音波の伝搬経路に存在する組職の特性を考慮した超音波生成方法及びそれを記録したコンピュータ読取可能記録媒体並びに超音波照射装置に関する。
医学の発達と共に腫瘍に対する局所治療は、開腹手術のような侵襲的手術方法から最小侵襲的手術(minimal−invasive surgery)まで発展してきた。
そして、現在では非侵襲的手術(non−invasive surgery)も開発されてガンマナイフ、サイバーナイフ(放射線治療ロボット)、HIFUナイフなどが出現するようになった。
そして、現在では非侵襲的手術(non−invasive surgery)も開発されてガンマナイフ、サイバーナイフ(放射線治療ロボット)、HIFUナイフなどが出現するようになった。
HIFUナイフを用いた治療は、高強度の集束超音波(High Intensity Focused Ultrasound、以下、HIFU)を、治療しようとする腫瘍部位に焦点を合わせて照射し、腫瘍組職の局所的破壊(focal destruction)又は壊死(necrosis)を引き起こさせ、腫瘍を除去及び治療する手術法である。
このようなHIFUナイフでは、高強度の集束超音波を治療しようとする腫瘍部位に確実に焦点を合わせなければならない。
そこで、本発明は上記従来の医療用超音波照射装置における問題点に鑑みてなされたものであって、本発明の目的は、超音波の伝搬経路に存在する組職の特性を考慮した超音波生成方法及びそれを記録したコンピュータ読取可能記録媒体並びに超音波照射装置を提供することにある。
上記目的を達成するためになされた本発明による超音波生成方法は、超音波照射装置から照射される超音波を生成する方法において、被写体の解剖学的情報を含む医療画像を取得する段階と、前記医療画像に基づいて前記超音波の伝搬(propagation)に影響を与える前記被写体を構成する1つ以上の組職(tissue)の特性を計算する段階と、前記計算された特性を用いて前記被写体に焦点を形成するための前記超音波のパラメータを決定する段階と、前記決定されたパラメータに従って前記超音波を生成する段階とを有することを特徴とする。
上記目的を達成するためになされた本発明によるコンピュータ読取可能記録媒体は、上述した超音波生成方法を実行するためのプログラムを記録したことを特徴とする。
上記目的を達成するためになされた本発明による超音波照射装置は、超音波照射装置において、被写体の解剖学的情報を含む医療画像を取得するインターフェース部と、前記医療画像に基づいて前記超音波の伝搬(propagation)に影響を与える前記被写体を構成する1つ以上の組職(tissue)の特性を計算する特性計算部と、前記計算された特性を用いて前記被写体に焦点を形成するための前記超音波のパラメータを決定するパラメータ決定部と、前記決定されたパラメータに従って前記超音波を生成するための制御信号を生成する制御部とを備えることを特徴とする。
また、上記目的を達成するためになされた本発明による超音波生成方法は、超音波照射装置から照射される超音波を生成する方法において、不均一(heterogeneous)組職を含む被写体の画像を取得する段階と、前記画像を用いて前記不均一組職の特性が反映された前記超音波のパラメータを決定する段階とを有することを特徴とする。
本発明に係る超音波生成方法及びそれを記録したコンピュータ読取可能記録媒体並びに超音波照射装置によれば、超音波の伝搬経路に存在する組職間の不均一性を予め考慮して意図する位置に正確に焦点を形成する超音波を生成できるという効果がある。
次に、本発明に係る超音波生成方法及びそれを記録したコンピュータ読取可能記録媒体並びに超音波照射装置を実施するための形態の具体例を図面を参照しながら説明する。
図1は、本発明の一実施形態による超音波制御装置の構成の一例を示すブロック図である。
図1を参照すると、超音波制御装置10は、インターフェース部110、特性計算部120、パラメータ決定部130、及び制御部140で構成される。
図1を参照すると、超音波制御装置10は、インターフェース部110、特性計算部120、パラメータ決定部130、及び制御部140で構成される。
図1に示す超音波制御装置10には、本実施形態に関する構成要素のみを図示している。よって、図1に示す構成要素以外に他の汎用的な構成要素がさらに含まれうるということを、当業者ならば理解できるであろう。また、図1に示す超音波制御装置10は、1つ又は複数のプロセッサに相当する。
インターフェース部110は、被写体の解剖学的情報を含む医療画像20を取得する。
具体的には、インターフェース部110は、外部から被写体の解剖学的情報を含む医療画像20を取得する。
被写体は1つ以上の組職を含み、治療用超音波照射装置は、被写体の目標となる地点に治療用超音波の焦点を形成する。
例えば、被写体は、肌(skin)、骨(bone)、筋肉(muscle)、血液(blood)、臓器(organ)など互いに異なる組職(tissue)又はこれらの組み合わせなどで構成された不均一な身体の一部分が該当するが、これらに限定されるものではない。
具体的には、インターフェース部110は、外部から被写体の解剖学的情報を含む医療画像20を取得する。
被写体は1つ以上の組職を含み、治療用超音波照射装置は、被写体の目標となる地点に治療用超音波の焦点を形成する。
例えば、被写体は、肌(skin)、骨(bone)、筋肉(muscle)、血液(blood)、臓器(organ)など互いに異なる組職(tissue)又はこれらの組み合わせなどで構成された不均一な身体の一部分が該当するが、これらに限定されるものではない。
また、被写体の解剖学的情報は、1つ以上の組職の位置、サイズなどの情報である。
また、医療画像20は、被写体に対して予め取得されて保存されたCT(computed tomography)画像又はMR(Magnetic Resonance)画像であるが、これらに限定されるものではない。
例えば、同じ被写体に対して以前に取得されて保存された画像をインターフェース部110を通じて入力してもよく、超音波治療直前に取得した画像を入力してもよい。
ここで、インターフェース部110は、データの入力又は出力を行うユニットであってもよく、ユーザが直接入力する情報を他のユニットに伝送するユニットであってもよい。
また、医療画像20は、被写体に対して予め取得されて保存されたCT(computed tomography)画像又はMR(Magnetic Resonance)画像であるが、これらに限定されるものではない。
例えば、同じ被写体に対して以前に取得されて保存された画像をインターフェース部110を通じて入力してもよく、超音波治療直前に取得した画像を入力してもよい。
ここで、インターフェース部110は、データの入力又は出力を行うユニットであってもよく、ユーザが直接入力する情報を他のユニットに伝送するユニットであってもよい。
特性計算部120は、医療画像20を用いて被写体を構成する1つ以上の組職に対する治療用超音波の伝搬(propagation)に影響を与える特性を計算する。
例えば、特性計算部120は、インターフェース部110から医療画像20を伝送され、医療画像20を用いて1つ以上の組職に対する治療用超音波の伝搬に影響を与える特性を計算する。
ここで被写体を構成する組職は、肌、骨、筋肉、血液、臓器などを意味するが、これらに限定されるものではない。
例えば、特性計算部120は、インターフェース部110から医療画像20を伝送され、医療画像20を用いて1つ以上の組職に対する治療用超音波の伝搬に影響を与える特性を計算する。
ここで被写体を構成する組職は、肌、骨、筋肉、血液、臓器などを意味するが、これらに限定されるものではない。
また、治療用超音波の伝搬に影響を与える特性は、1つ以上の組職それぞれの物理的特性を意味する。
ここで物理的特性は、組職それぞれを通過する治療用超音波の速度、組職それぞれの密度、組職それぞれに対する治療用超音波の減衰係数、又はそれらの組み合わせが該当するするが、これらに限定されるものではない。
ここで物理的特性は、組職それぞれを通過する治療用超音波の速度、組職それぞれの密度、組職それぞれに対する治療用超音波の減衰係数、又はそれらの組み合わせが該当するするが、これらに限定されるものではない。
超音波は、物理的媒質の振動によって放射される波動であるので、伝播される速度は、媒質の密度に影響される。具体的に媒質の密度が高くなれば、超音波の伝送速度が高くなる。
また、超音波は、媒質自体を通過しつつ媒質に吸収されるか、又は散乱して強度や振幅が弱くなるという現象が発生するが、これを超音波の減衰という。
具体的には、超音波の減衰程度は、超音波の周波数に比例し、通過組職の内部に存在するタンパク質の含量に比例し、水分含量に反比例する。
また、超音波は、媒質自体を通過しつつ媒質に吸収されるか、又は散乱して強度や振幅が弱くなるという現象が発生するが、これを超音波の減衰という。
具体的には、超音波の減衰程度は、超音波の周波数に比例し、通過組職の内部に存在するタンパク質の含量に比例し、水分含量に反比例する。
パラメータ決定部130は、計算された特性を用いて被写体に焦点を形成するための治療用超音波のパラメータを決定する。
例えば、パラメータ決定部130は、特性計算部120から計算された特性を伝送され、特性を用いて焦点に治療用超音波を照射するためのパラメータを決定する。
例えば、パラメータ決定部130は、特性計算部120から計算された特性を伝送され、特性を用いて焦点に治療用超音波を照射するためのパラメータを決定する。
制御部140は、決定されたパラメータによる治療用超音波を生成するための信号を生成する。
例えば、制御部140は、パラメータ決定部130から決定されたパラメータを伝送され、治療用超音波照射装置の制御信号を生成する。
例えば、制御部140は、パラメータ決定部130から決定されたパラメータを伝送され、治療用超音波照射装置の制御信号を生成する。
このように超音波制御装置10は、組職を通過する治療用超音波の速度、組職の密度、治療用超音波の減衰係数などを計算して、治療用超音波照射装置が所望の位置に焦点を形成することができるように、治療用超音波を精密に制御する。
また、超音波制御装置10は、治療用超音波照射強度及び照射時間も制御する。
また、超音波制御装置10は、治療用超音波照射強度及び照射時間も制御する。
図2は、本発明の他の実施形態による超音波制御装置10の構成の一例を示すブロック図である。
図2を参照すると、超音波制御装置10は、インターフェース部110、特性計算部120、パラメータ決定部130、制御部140だけではなく較正部150をさらに備える。
図2に示す超音波制御装置10には、本実施形態に関する構成要素のみ示している。よって、図2に示す構成要素以外に他の汎用的な構成要素がさらに含まれうるということを、当業者ならば理解できるであろう。また、図2に示す超音波制御装置10は、1つ又は複数のプロセッサに相当する。
図2を参照すると、超音波制御装置10は、インターフェース部110、特性計算部120、パラメータ決定部130、制御部140だけではなく較正部150をさらに備える。
図2に示す超音波制御装置10には、本実施形態に関する構成要素のみ示している。よって、図2に示す構成要素以外に他の汎用的な構成要素がさらに含まれうるということを、当業者ならば理解できるであろう。また、図2に示す超音波制御装置10は、1つ又は複数のプロセッサに相当する。
インターフェース部110は、診断用超音波照射装置から被写体に対する超音波画像を取得する。
それ以外に、図2に示すインターフェース部110、特性計算部120、パラメータ決定部130、及び制御部140の動作は、前述した実施形態と同様である。
それ以外に、図2に示すインターフェース部110、特性計算部120、パラメータ決定部130、及び制御部140の動作は、前述した実施形態と同様である。
診断用超音波照射装置40は、被写体に診断用超音波を照射し、反射した超音波信号を取得する。
具体的には、診断用超音波照射装置40から、2〜18MHz範囲の診断用超音波が被写体に照射されれば、この超音波は、色々な他の組職間の階層から部分的に反射される。
診断用超音波は、対象体内部の密度変化のあるところ、例えば、血漿(blood plasma)内の血球(blood cells)、臓器内の小さな組職(structures)などで反射する。このように反射した診断用超音波は、診断用超音波照射装置40の圧電変換器を振動させ、圧電変換器は、この振動による電気的パルスを出力する。
具体的には、診断用超音波照射装置40から、2〜18MHz範囲の診断用超音波が被写体に照射されれば、この超音波は、色々な他の組職間の階層から部分的に反射される。
診断用超音波は、対象体内部の密度変化のあるところ、例えば、血漿(blood plasma)内の血球(blood cells)、臓器内の小さな組職(structures)などで反射する。このように反射した診断用超音波は、診断用超音波照射装置40の圧電変換器を振動させ、圧電変換器は、この振動による電気的パルスを出力する。
但し、診断用超音波照射装置40は、電気的パルス信号を用いて直接被写体に対する超音波画像を生成してもよく、後述する較正部150で電気的パルス信号を用いて被写体に対する超音波画像を生成してもよい。
ここで、診断用超音波照射装置40が直接超音波画像を生成する場合には、診断用超音波照射装置40は、生成した超音波画像に関する情報をインターフェース部110に伝送する。
一方、後述する較正部150で超音波画像を生成する場合には、電気的パルス信号をインターフェース部110に伝送する。
ここで、診断用超音波照射装置40が直接超音波画像を生成する場合には、診断用超音波照射装置40は、生成した超音波画像に関する情報をインターフェース部110に伝送する。
一方、後述する較正部150で超音波画像を生成する場合には、電気的パルス信号をインターフェース部110に伝送する。
また、診断用超音波照射装置40と治療用超音波照射装置30とは、一定の位置関係を持つ。例えば、診断用超音波照射装置40と治療用超音波照射装置30とが一定距離ほど離隔して互いに分離されて動作してもよく、互いに隣接して動作してもよい。
また、図2には示していないが、治療用超音波照射装置30は、1つ以上のエレメントの組み合わせで構成される。
また、図2には示していないが、治療用超音波照射装置30は、1つ以上のエレメントの組み合わせで構成される。
治療用超音波照射装置30が複数のエレメントで構成されている場合、エレメントは、制御部140が送信した信号を受けてそれぞれ個別的に治療用超音波を照射でき、超音波を照射する時間もそれぞれ異なって設定される。
このようにエレメントが個別的に超音波を照射することで、治療用超音波照射装置30の位置が固定された状態でも超音波が集束する焦点の位置を変更できる。したがって、患者の呼吸などによって動く体内臓器の病変に追従しながら治療用超音波を集束させることができる。
例えば、治療用超音波照射装置30は、フェーズアレイ方式を用いて治療用超音波を焦点に集束させる。フェーズアレイ方式は当業者に明らかであるため、具体的な説明は略する。
このようにエレメントが個別的に超音波を照射することで、治療用超音波照射装置30の位置が固定された状態でも超音波が集束する焦点の位置を変更できる。したがって、患者の呼吸などによって動く体内臓器の病変に追従しながら治療用超音波を集束させることができる。
例えば、治療用超音波照射装置30は、フェーズアレイ方式を用いて治療用超音波を焦点に集束させる。フェーズアレイ方式は当業者に明らかであるため、具体的な説明は略する。
例えば、治療用超音波は、患者の身体内の腫瘍を壊死させるほどのエネルギーを持つ高強度の集束超音波であるHIFU(high Intensity Focused Ultrasound)が用いられる。
HIFUシステムは、HIFUを治療しようとする部位に焦点を合わせて照射し、病変の局所的破壊又は壊死を引き起こさせて病変を除去又は治療する装置である。
HIFUシステムは、HIFUを治療しようとする部位に焦点を合わせて照射し、病変の局所的破壊又は壊死を引き起こさせて病変を除去又は治療する装置である。
HIFUシステムに含まれた治療用超音波照射装置30が、HIFUの焦点を特定位置に合わせて照射し続ければ、超音波が照射される細胞の温度が上昇し、一定温度以上上昇した組職は壊死する。
しかし、本実施形態で説明する内容は、HIFUに限られず、HIFUと類似して集束超音波を照射する装置又は音圧を用いて焦点を調節する他の装置にも適用できる。
しかし、本実施形態で説明する内容は、HIFUに限られず、HIFUと類似して集束超音波を照射する装置又は音圧を用いて焦点を調節する他の装置にも適用できる。
較正部150は、医療画像を用いて治療用超音波を照射する治療用超音波照射装置30を較正する。
ここでの較正は、医療画像内の所定の地点(例えば、病変)と対応する地点に治療用超音波照射装置30が治療用超音波を照射するために、治療用超音波照射装置30の座標を調整することを意味する。
ここでの較正は、医療画像内の所定の地点(例えば、病変)と対応する地点に治療用超音波照射装置30が治療用超音波を照射するために、治療用超音波照射装置30の座標を調整することを意味する。
図3は、本発明の実施形態による較正部150が治療用超音波照射装置30を較正する一例を説明するための図である。
ここで医療画像は、CT画像と仮定して説明するが、これに限定されるものではない。
先ず、較正部150は、インターフェース部110から電気的パルス信号を伝送されて、被写体に対する超音波画像320を生成する。
ここで医療画像は、CT画像と仮定して説明するが、これに限定されるものではない。
先ず、較正部150は、インターフェース部110から電気的パルス信号を伝送されて、被写体に対する超音波画像320を生成する。
例えば、較正部150は、電気的パルス信号を用いて被写体に対する2次元超音波画像を生成し、又は、3次元超音波画像を生成することもある。例えば、診断用超音波照射装置40が被写体上で位置(location)及び方向(orientation)を変化させつつ診断用超音波を照射し、反射した超音波を受信して、これに対応する電気的パルス信号をインターフェース部110に伝送する。
較正部150は、インターフェース部110から伝送された電気的パルス信号を用いて、被写体に対する複数の断面画像を生成する。そして、較正部150は、複数の断面画像を蓄積して被写体を3次元的に示す超音波画像を生成する。
但し、診断用超音波照射装置40で超音波画像を生成する場合には、較正部150は、インターフェース部110を通じて超音波画像を取得する。
較正部150は、インターフェース部110から伝送された電気的パルス信号を用いて、被写体に対する複数の断面画像を生成する。そして、較正部150は、複数の断面画像を蓄積して被写体を3次元的に示す超音波画像を生成する。
但し、診断用超音波照射装置40で超音波画像を生成する場合には、較正部150は、インターフェース部110を通じて超音波画像を取得する。
較正部150は、インターフェース部110から伝送された医療画像310と、被写体に対する超音波画像320とを整合(registration)する(符号330の工程)。
ここでの整合は、医療画像310の第1座標系を超音波画像320の第2座標系と互いに対応させる工程を意味する。
整合された画像は、医療画像310と超音波画像320とを合成した1つの医療画像であってもよく、座標系が互いに一致する医療画像310と超音波画像320とが並んで配された画像であってもよい。
具体的には、較正部150は、医療画像310に示される組職と、超音波画像320に示される組職との幾何学的な相関関係を用いて画像を整合する。ここで幾何学的な相関関係は、組職上で抽出された特徴点(landmark point)がなす関係を意味する。
ここでの整合は、医療画像310の第1座標系を超音波画像320の第2座標系と互いに対応させる工程を意味する。
整合された画像は、医療画像310と超音波画像320とを合成した1つの医療画像であってもよく、座標系が互いに一致する医療画像310と超音波画像320とが並んで配された画像であってもよい。
具体的には、較正部150は、医療画像310に示される組職と、超音波画像320に示される組職との幾何学的な相関関係を用いて画像を整合する。ここで幾何学的な相関関係は、組職上で抽出された特徴点(landmark point)がなす関係を意味する。
例えば、特徴点は、下記の方法で決定する。
較正部150が特徴点を決定する一例として、組職の解剖学的特徴が明らかに反映された地点を特徴点とする。
例えば、特徴点を抽出する組職が肝臓ならば、肝臓内部の血管構造で血管が分けられる分岐点を特徴点として抽出し、特徴点を抽出する組職が心臓ならば、右心房と左心房とが分けられる境界、大静脈と心臓の外壁とが出合う境界を特徴点として決定する。
較正部150が特徴点を決定する他の例として、定められた座標系で特徴点を抽出する組職の最も高い地点、あるいは最も低い地点を特徴点と決定してもよい。
較正部150が特徴点を決定するさらに他の例として、上記例で選択された特徴点の間を補間できる地点を一定の間隔で選択して特徴点として決定してもよい。
較正部150が特徴点を決定する一例として、組職の解剖学的特徴が明らかに反映された地点を特徴点とする。
例えば、特徴点を抽出する組職が肝臓ならば、肝臓内部の血管構造で血管が分けられる分岐点を特徴点として抽出し、特徴点を抽出する組職が心臓ならば、右心房と左心房とが分けられる境界、大静脈と心臓の外壁とが出合う境界を特徴点として決定する。
較正部150が特徴点を決定する他の例として、定められた座標系で特徴点を抽出する組職の最も高い地点、あるいは最も低い地点を特徴点と決定してもよい。
較正部150が特徴点を決定するさらに他の例として、上記例で選択された特徴点の間を補間できる地点を一定の間隔で選択して特徴点として決定してもよい。
再び、図3を参照すると、較正部150は、超音波画像320と医療画像310とを整合(符号330の工程)して、医療画像310の座標系と超音波画像320の座標系との間の変換関係を計算する。
例えば、較正部150は、超音波画像320内の各点が医療画像310内のいかなる点と対応するかを計算し、各点を対応させるための座標変換マトリックスを計算する。
例えば、較正部150は、超音波画像320内の各点が医療画像310内のいかなる点と対応するかを計算し、各点を対応させるための座標変換マトリックスを計算する。
具体的には、較正部150は、任意の原点を基準として医療画像310内の所定の位置(例えば、治療用超音波の焦点が形成される位置)に対する座標Pi(xi,yi,zi)を設定する。次いで、較正部150は、超音波画像320と医療画像310とを整合(符号330の工程)し、整合工程を通じて超音波画像320でPi(xi,yi,zi)と対応する点の座標であるPt(xt,yt,zt)を探す。
そして較正部150は、PiとPtとの位置変化値(x軸の方向に△x、y軸の方向に△y、z軸の方向に△z)を計算する。
上述したものによって、較正部150は、診断用超音波照射装置40を較正する(符号340の工程)。
そして較正部150は、PiとPtとの位置変化値(x軸の方向に△x、y軸の方向に△y、z軸の方向に△z)を計算する。
上述したものによって、較正部150は、診断用超音波照射装置40を較正する(符号340の工程)。
その次に、較正部150は、較正された診断用超音波照射装置40を用いて治療用超音波照射装置30を較正する(符号350の工程)。
ここでの較正は、医療画像内の所定の地点(例えば、病変)と対応する地点に治療用超音波照射装置30が治療用超音波を照射するために、治療用超音波照射装置30の座標を調整することを意味する。
具体的には、診断用超音波照射装置40と治療用超音波照射装置30とは、一定の位置関係を持つ。したがって、既知の診断用超音波照射装置40と治療用超音波照射装置30との座標関係に基づいて治療用超音波照射装置30を較正する。
ここでの較正は、医療画像内の所定の地点(例えば、病変)と対応する地点に治療用超音波照射装置30が治療用超音波を照射するために、治療用超音波照射装置30の座標を調整することを意味する。
具体的には、診断用超音波照射装置40と治療用超音波照射装置30とは、一定の位置関係を持つ。したがって、既知の診断用超音波照射装置40と治療用超音波照射装置30との座標関係に基づいて治療用超音波照射装置30を較正する。
ここで、診断用超音波照射装置40と治療用超音波照射装置30との座標関係は、座標軸の回転、移動、スケールファクタを用いる拡大又は縮小を通じて計算する。
具体的には、診断用超音波照射装置40が照射する診断用超音波が形成する焦点の座標と、治療用超音波照射装置30が照射する治療用超音波が形成する焦点の座標との座標関係は、座標軸の回転、移動、スケールファクタを用いた拡大又は縮小を通じて計算する。
具体的には、診断用超音波照射装置40が照射する診断用超音波が形成する焦点の座標と、治療用超音波照射装置30が照射する治療用超音波が形成する焦点の座標との座標関係は、座標軸の回転、移動、スケールファクタを用いた拡大又は縮小を通じて計算する。
例えば、較正部150は、既知の診断用超音波照射装置40と治療用超音波照射装置30との座標関係に基づいて、超音波画像320内で治療用超音波照射装置30が照射する治療用超音波の焦点の位置がどこかを計算することで、治療用超音波照射装置30を較正する。
最終的に、較正部150は、医療画像310内で治療用超音波照射装置40が照射する治療用超音波が形成する焦点の位置を計算する。
最終的に、較正部150は、医療画像310内で治療用超音波照射装置40が照射する治療用超音波が形成する焦点の位置を計算する。
再び図2を参照すると、較正部150は、生成した信号を制御部140に伝送し、制御部140を、治療用超音波照射装置30が治療用超音波を照射する位置を較正した座標に対応して変更させる。
このように較正部150が治療用超音波照射装置30を較正することで、治療用超音波照射装置30が照射した治療用超音波は、意図した位置に正確に焦点を形成する。
このように較正部150が治療用超音波照射装置30を較正することで、治療用超音波照射装置30が照射した治療用超音波は、意図した位置に正確に焦点を形成する。
図4は、本発明の一実施形態による特性計算部の構成を示すブロック図である。
図4を参照すると、特性計算部120は、グループ生成部121、第1モデル生成部122、第2モデル生成部123、及び計算実行部124を備える。
図4に示す特性計算部120には、本実施形態に関する構成要素のみ示している。よって、図4に示す構成要素以外に他の汎用的な構成要素がさらに含まれるということを、当業者ならば理解できるであろう。また、図4に示す特性計算部120は、1つ又は複数のプロセッサに相当する。
図4を参照すると、特性計算部120は、グループ生成部121、第1モデル生成部122、第2モデル生成部123、及び計算実行部124を備える。
図4に示す特性計算部120には、本実施形態に関する構成要素のみ示している。よって、図4に示す構成要素以外に他の汎用的な構成要素がさらに含まれるということを、当業者ならば理解できるであろう。また、図4に示す特性計算部120は、1つ又は複数のプロセッサに相当する。
再び図2を参照すると、特性計算部120は、医療画像20を用いて、治療用超音波照射装置30から焦点の位置まで治療用超音波が伝搬する経路上に存在する1つ以上の組職についての特性を計算する。
具体的には、特性計算部120は、不均一な被写体を構成する組職それぞれの特性についてのモデルを生成し、生成されたモデルを用いて経路上に存在する前記組職についての特性を計算する。
具体的には、特性計算部120は、不均一な被写体を構成する組職それぞれの特性についてのモデルを生成し、生成されたモデルを用いて経路上に存在する前記組職についての特性を計算する。
図4を参照すると、グループ生成部121は、先ず、治療用超音波照射装置から焦点の位置まで治療用超音波が伝搬する経路上に存在する1つ以上の組職の種類を確認する。
図5は、治療用超音波照射装置から焦点まで治療用超音波が伝搬する経路上に存在する1つ以上の組職の一例を示す図である。
治療用超音波照射装置のエレメント510から焦点560まで治療用超音波が伝搬する経路上には、1つ以上の組職(520〜550)が含まれる。例えば、組職520乃至組織550には、肌、骨、筋肉、血液、臓器などが含まれる。
図5は、治療用超音波照射装置から焦点まで治療用超音波が伝搬する経路上に存在する1つ以上の組職の一例を示す図である。
治療用超音波照射装置のエレメント510から焦点560まで治療用超音波が伝搬する経路上には、1つ以上の組職(520〜550)が含まれる。例えば、組職520乃至組織550には、肌、骨、筋肉、血液、臓器などが含まれる。
再び図4を参照すると、グループ生成部121は、図5に示したように、組職520乃至組織550の種類を確認する。
具体的には、グループ生成部121は、較正部150から伝送された、較正された治療用超音波照射装置30のエレメントに関する情報を用いて、エレメントから焦点の位置まで治療用超音波が伝搬する経路上に存在する1つ以上の組職の種類を確認する。
グループ生成部121は、確認された組職の種類を用いて組職をグルーピングする。
具体的には、グループ生成部121は、較正部150から伝送された、較正された治療用超音波照射装置30のエレメントに関する情報を用いて、エレメントから焦点の位置まで治療用超音波が伝搬する経路上に存在する1つ以上の組職の種類を確認する。
グループ生成部121は、確認された組職の種類を用いて組職をグルーピングする。
例えば、医療画像をCT画像と仮定すれば、グループ生成部121は、被写体を構成する組職(具体的に、エレメントから焦点の位置まで治療用超音波が伝搬する経路上に存在する1つ以上の組職)それぞれについての医療画像から取得されるCT値(CT number)に基づいて、組職を第1グループ及び第2グループにグルーピングする。
ここでCT値は、CT画像での画素別吸収程度を示すために設けられた単位を意味する。ここで画素は、2次元画像の場合にピクセル(pixel)、3次元画像の場合にボクセル(voxel)を意味する。
CT値は、空気(air)を“−1000”、水(water)を“0”、骨(bone)を“+1000”にし、組職ごとにX線減衰係数を相対的に決定した数値である。
ここでCT値は、CT画像での画素別吸収程度を示すために設けられた単位を意味する。ここで画素は、2次元画像の場合にピクセル(pixel)、3次元画像の場合にボクセル(voxel)を意味する。
CT値は、空気(air)を“−1000”、水(water)を“0”、骨(bone)を“+1000”にし、組職ごとにX線減衰係数を相対的に決定した数値である。
グループ生成部121がグルーピングする第1グループ及び第2グループは、CT値の分布を基準とする。
具体的にはグループ生成部121は、CT値が所定の範囲内に分布する組職を第1グループと定め、CT値が非常に大きいか又は非常に小さな値を持つ組職を第2グループと定める方式でグルーピングを行える。
例えば、骨のCT値は“+1000”であり、脂肪(fat)のCT値は“−100”〜“−50”を示すものと知られている。
これは、肝臓のCT値が“40”〜“60”、腎臓のCT値が“30”、脳のCT値が“37”、血液のCT値が“40”を示すことと比べれば、骨のCT値は非常に大きい値を持ち、脂肪のCT値は非常に小さな値を持つことが分かる。したがって、グループ生成部121が骨及び脂肪を除いた残りの組職を第1グループと定め、骨及び脂肪を第2グループと定める。
具体的にはグループ生成部121は、CT値が所定の範囲内に分布する組職を第1グループと定め、CT値が非常に大きいか又は非常に小さな値を持つ組職を第2グループと定める方式でグルーピングを行える。
例えば、骨のCT値は“+1000”であり、脂肪(fat)のCT値は“−100”〜“−50”を示すものと知られている。
これは、肝臓のCT値が“40”〜“60”、腎臓のCT値が“30”、脳のCT値が“37”、血液のCT値が“40”を示すことと比べれば、骨のCT値は非常に大きい値を持ち、脂肪のCT値は非常に小さな値を持つことが分かる。したがって、グループ生成部121が骨及び脂肪を除いた残りの組職を第1グループと定め、骨及び脂肪を第2グループと定める。
このようにグループ生成部121は、組職を第1グループ及び第2グループにグルーピングし、第1グループに該当する組職に関する情報及び第2グループに該当する組職に関する情報を、それぞれ第1モデル生成部122及び第2モデル生成部123に伝送する。
第1モデル生成部122は、第1グループに含まれた組職それぞれに対応するCT値を用いて、第1グループに含まれた組職それぞれについての特性を示す第1モデルを生成する。
ここでの特性は、1つ以上の組職それぞれの物理的特性を意味する。ここで物理的特性は、組職それぞれを通過する治療用超音波の速度、組職それぞれの密度、組職それぞれに対する治療用超音波の減衰係数又はそれらの組み合わせが該当するが、これらに限定されるものではない。
第1モデル生成部122は、第1グループに含まれた組職それぞれに対応するCT値を用いて、第1グループに含まれた組職それぞれについての特性を示す第1モデルを生成する。
ここでの特性は、1つ以上の組職それぞれの物理的特性を意味する。ここで物理的特性は、組職それぞれを通過する治療用超音波の速度、組職それぞれの密度、組職それぞれに対する治療用超音波の減衰係数又はそれらの組み合わせが該当するが、これらに限定されるものではない。
一例として、第1モデル生成部122は、第1グループに含まれた組職それぞれに対応するCT値を用いて、第1グループに含まれた組職を通過する治療用超音波の速度についてのグラフモデルを生成する。
また、第1モデル生成部122は、第1グループに含まれた組職それぞれに対応するCT値を用いて、第1グループに含まれた組職を通過する治療用超音波の速度についてのテーブルモデルを生成することもできる。
また、第1モデル生成部122は、第1グループに含まれた組職それぞれに対応するCT値を用いて、第1グループに含まれた組職を通過する治療用超音波の速度についてのテーブルモデルを生成することもできる。
図6は、本発明の実施形態による第1モデル生成部が生成するグラフモデルの一例を示すグラフである。
第1モデル生成部122は、下記の数式1を用いて、それぞれの組職を通過する治療用超音波の速度を計算する。
数式1で、cは、組職を通過する治療用超音波の速度(単位は、m/s)を意味し、hは、その組職のCT値(単位はHU)を意味する。
第1モデル生成部122は、下記の数式1を用いて、それぞれの組職を通過する治療用超音波の速度を計算する。
第1モデル生成部122は、第1グループに属する組職に対する治療用超音波の速度をそれぞれ計算し、計算された値610を近似して第1グループに含まれた組職を通過する治療用超音波の速度についてのグラフモデル620を生成する。
他の例として、第1モデル生成部122は、第1グループに含まれた組職それぞれに対応するCT値を用いて、第1グループに含まれた組職それぞれの密度についてのグラフモデル又はテーブルモデルを生成する。
他の例として、第1モデル生成部122は、第1グループに含まれた組職それぞれに対応するCT値を用いて、第1グループに含まれた組職それぞれの密度についてのグラフモデル又はテーブルモデルを生成する。
第1モデル生成部122は、第1グループに属する組職の密度をそれぞれ計算し、計算された値を近似して第1グループに含まれた組職の密度についてのグラフモデルを生成する。
ここで第1モデル生成部122が密度についてのグラフモデルを生成する方法は、前述した治療用超音波の速度についてのグラフモデルを生成する方法と同様である。
ここで第1モデル生成部122が密度についてのグラフモデルを生成する方法は、前述した治療用超音波の速度についてのグラフモデルを生成する方法と同様である。
さらに他の例として、第1モデル生成部122は、第1グループに含まれた組職それぞれに対応するCT値を用いて、第1グループに含まれた組職それぞれに対する治療用超音波の減衰係数についてのグラフモデル又はテーブルモデルを生成する。
第1モデル生成部122は、下記の数式3を用いて組職それぞれに対する治療用超音波の減衰係数を計算する。
数式3で、αは、治療用超音波の減衰係数(単位は、db/(MHz×cm))を意味し、hは、その組職のCT値(単位はHU)を意味する。
第1モデル生成部122は、下記の数式3を用いて組職それぞれに対する治療用超音波の減衰係数を計算する。
第1モデル生成部122は、第1グループに属する組職それぞれに対する治療用超音波の減衰係数を計算し、計算された値を近似して第1グループに含まれた組職の治療用超音波の減衰係数についてのグラフモデルを生成する。
ここで、第1モデル生成部122が治療用超音波の減衰係数についてのグラフモデルを生成する方法は、前述した治療用超音波の速度についてのグラフモデルを生成する方法と同様である。
第1モデル生成部122は、生成した第1モデルに関する情報を計算実行部124に伝送する。
ここで、第1モデル生成部122が治療用超音波の減衰係数についてのグラフモデルを生成する方法は、前述した治療用超音波の速度についてのグラフモデルを生成する方法と同様である。
第1モデル生成部122は、生成した第1モデルに関する情報を計算実行部124に伝送する。
図4を参照すると、第2モデル生成部123は、第2グループに含まれた組職それぞれについての特性を示す第2モデルを生成する。
例えば、第2モデル生成部123は、第2モデルに属する組職(例えば、骨、脂肪)の既知の治療用超音波の速度、組職それぞれの密度、組職それぞれに対する治療用超音波の減衰係数などを含むテーブルモデルを生成する。
例えば、第2モデル生成部123は、第2モデルに属する組職(例えば、骨、脂肪)の既知の治療用超音波の速度、組職それぞれの密度、組職それぞれに対する治療用超音波の減衰係数などを含むテーブルモデルを生成する。
図7は、本発明の実施形態による第2モデル生成部が生成するテーブルモデルの一例を示す表である。
図7を参照すると、第2モデル生成部123は、第2グループに含まれた組職の名前、CT値、密度、治療用超音波の速度、減衰係数などを表示したテーブルモデルを生成する。
第2モデル生成部123は、生成した第2モデルに関する情報を計算実行部124に伝送する。
特性計算部120は、前記の方法で生成したグラフモデル又はテーブルモデルを、インターフェース部110を通じてディスプレイ装置(図示せず)に出力する。
図7を参照すると、第2モデル生成部123は、第2グループに含まれた組職の名前、CT値、密度、治療用超音波の速度、減衰係数などを表示したテーブルモデルを生成する。
第2モデル生成部123は、生成した第2モデルに関する情報を計算実行部124に伝送する。
特性計算部120は、前記の方法で生成したグラフモデル又はテーブルモデルを、インターフェース部110を通じてディスプレイ装置(図示せず)に出力する。
便宜のため、特性計算部120がグループ生成部121及び第1モデル生成部122及び第2モデル生成部123を備える例を説明したが、これらに限定されるものではない。
例えば、数式1〜数式3及び図7のモデルが特性計算部120に保存されて使われ、モデルを生成する工程は、特性計算部120と独立して進行する。
例えば、数式1〜数式3及び図7のモデルが特性計算部120に保存されて使われ、モデルを生成する工程は、特性計算部120と独立して進行する。
再び図4を参照すると、計算実行部124は、グラフモデル及びテーブルモデルを用いて特性を計算する。
具体的には、計算実行部124は、第1モデル生成部122から伝送されたグラフモデルに関する情報と、第2モデル生成部123から伝送されたテーブルモデルに関する情報とを組み合わせて、治療用超音波照射装置のエレメントから焦点の位置まで治療用超音波が伝搬する経路上に存在する1つ以上の組職についての特性を計算する。
計算実行部124は、計算された特性に関する情報をパラメータ決定部130に伝送する。
具体的には、計算実行部124は、第1モデル生成部122から伝送されたグラフモデルに関する情報と、第2モデル生成部123から伝送されたテーブルモデルに関する情報とを組み合わせて、治療用超音波照射装置のエレメントから焦点の位置まで治療用超音波が伝搬する経路上に存在する1つ以上の組職についての特性を計算する。
計算実行部124は、計算された特性に関する情報をパラメータ決定部130に伝送する。
再び図2を参照すると、パラメータ決定部130は、計算された特性を用いて前記被写体に焦点を形成するための治療用超音波のパラメータを決定する。
具体的には、パラメータ決定部130は、治療用超音波照射装置30で照射する治療用超音波の所定特性と、計算実行部124で計算された治療用超音波の伝搬に影響を与える特性とを組み合わせてパラメータを決定する。
ここでのパラメータは、治療用超音波が焦点を形成するための変数の組み合わせを意味し、変数は、治療用超音波の周波数、振幅、位相、ピーク強度、パルス長、デューティ比、超音波照射装置を構成するエレメントの数又は位置などが該当するが、これらに限定されるものではない。
具体的には、パラメータ決定部130は、治療用超音波照射装置30で照射する治療用超音波の所定特性と、計算実行部124で計算された治療用超音波の伝搬に影響を与える特性とを組み合わせてパラメータを決定する。
ここでのパラメータは、治療用超音波が焦点を形成するための変数の組み合わせを意味し、変数は、治療用超音波の周波数、振幅、位相、ピーク強度、パルス長、デューティ比、超音波照射装置を構成するエレメントの数又は位置などが該当するが、これらに限定されるものではない。
図10は、本発明の実施形態によるパラメータ決定部が動作する一例を説明するためのフローチャートである。
実際に、治療用超音波の通過する媒質は、図5に示したように複数の組職で構成された不均一な(heterogeneous)媒質である。
よって、以下では図10を参照して、焦点が意図した位置に形成されるように、不均一な媒質の影響を反映した治療用超音波のパラメータを決定する一例を説明する。
実際に、治療用超音波の通過する媒質は、図5に示したように複数の組職で構成された不均一な(heterogeneous)媒質である。
よって、以下では図10を参照して、焦点が意図した位置に形成されるように、不均一な媒質の影響を反映した治療用超音波のパラメータを決定する一例を説明する。
図10を参照して説明する方法の概要は、次の通りである。
先ず、治療用超音波が均一な(homogeneous)媒質を伝搬するという仮定下で治療用超音波が形成する焦点位置での音圧PHOMOを計算する。
次いで、実際に治療用超音波が伝搬する不均一な媒質で治療用超音波が形成する焦点位置での音圧PHETが音圧PHOMOとの差の絶対値が所定のしきい値未満になるように超音波パラメータを調節する。ここで、超音波パラメータの一例としては、エレメントから照射される超音波の振幅及び位相を意味する粒子速度(particle velocity)が使われる。
先ず、治療用超音波が均一な(homogeneous)媒質を伝搬するという仮定下で治療用超音波が形成する焦点位置での音圧PHOMOを計算する。
次いで、実際に治療用超音波が伝搬する不均一な媒質で治療用超音波が形成する焦点位置での音圧PHETが音圧PHOMOとの差の絶対値が所定のしきい値未満になるように超音波パラメータを調節する。ここで、超音波パラメータの一例としては、エレメントから照射される超音波の振幅及び位相を意味する粒子速度(particle velocity)が使われる。
図12は、本発明の一実施形態による治療用超音波照射装置と焦点との関係を示す図である。
先ず、治療用超音波照射装置30のN個のエレメントから超音波が照射され、照射された治療用超音波がM個の目標位置に焦点を形成する場合を仮定する。
治療用超音波照射装置30は、2つ以上のエレメントを備え、超音波は、すべてのエレメント又は一部のエレメントから照射される。
先ず、治療用超音波照射装置30のN個のエレメントから超音波が照射され、照射された治療用超音波がM個の目標位置に焦点を形成する場合を仮定する。
治療用超音波照射装置30は、2つ以上のエレメントを備え、超音波は、すべてのエレメント又は一部のエレメントから照射される。
図12は、1つのエレメント1210及び焦点位置1220それぞれについての位置ベクトルを示す図である。
図12を参照すると、rnは、n番目(n=1、2、…、N)エレメント1210の位置ベクトルであり、rmは、m番目(m=1、2、…、M)焦点位置1220の位置ベクトルである。
図12を参照すると、rnは、n番目(n=1、2、…、N)エレメント1210の位置ベクトルであり、rmは、m番目(m=1、2、…、M)焦点位置1220の位置ベクトルである。
再び図10を参照すると、S1010段階において、焦点の位置が指定されると、パラメータ決定部130は、治療用超音波が均一な組職を伝搬するという仮定下で焦点位置での音圧PHOMOを計算する。
例えば、焦点の形成を希望する位置が指定されれば、パラメータ決定部130は、超音波を照射するそれぞれのエレメントの粒子速度を計算する。
ここで、焦点の位置は、インターフェース部110を通じて入力されたユーザの入力情報によって指定されてもよく、ユーザの介入なしに超音波制御装置10によって自動的に指定されてもよい。
例えば、焦点の形成を希望する位置が指定されれば、パラメータ決定部130は、超音波を照射するそれぞれのエレメントの粒子速度を計算する。
ここで、焦点の位置は、インターフェース部110を通じて入力されたユーザの入力情報によって指定されてもよく、ユーザの介入なしに超音波制御装置10によって自動的に指定されてもよい。
粒子速度のうち位相は、音波の速度が一定であるという仮定下で(一般的に1540m/s)計算される。例えば、焦点とそれぞれのエレメントとの間の距離に基づいて、各エレメントで発生した音波が焦点に到逹する時間を求め、これより各エレメントで発生した音波の時間差を補償するように、各エレメント別に位相が計算される。
粒子速度のうち振幅は、焦点位置に所望の音圧PHOMOが形成されるように、ユーザが定める。
粒子速度のうち振幅は、焦点位置に所望の音圧PHOMOが形成されるように、ユーザが定める。
例えば、ユーザがインターフェース部110を通じて任意の振幅を入力すれば、パラメータ決定部130は、下記の数式4のようなレイリー・ゾンマーフェルト(Rayleigh−Sommerfeld)積分を用いて、N個のエレメントによってm番目の焦点位置に加えられる音圧PHOMOを計算する。
また、ユーザは所望の音圧PHOMOが形成されるように振幅を調整する。
パラメータ決定部130が音圧PHOMOを計算する一例として、レイリー・ゾンマーフェルト積分を用いる方法を説明したが、これに限定されず、これと類似した意味を持つ方法は制限なしに適用される。
また、ユーザは所望の音圧PHOMOが形成されるように振幅を調整する。
パラメータ決定部130が音圧PHOMOを計算する一例として、レイリー・ゾンマーフェルト積分を用いる方法を説明したが、これに限定されず、これと類似した意味を持つ方法は制限なしに適用される。
またSnは、n番目のエレメントの断面積、unは、n番目のエレメントでの粒子速度、PHOMO(rm)は、rmの位置ベクトルを持つ焦点位置での音圧を意味する。ここでunは、前記均一な媒質で所望の位置に焦点を形成するように予め計算された粒子速度である。
次に、S1020段階で、パラメータ決定部130は、治療用超音波照射装置を構成するエレメントのうち治療用超音波を照射するエレメントの数を設定し、設定されたエレメントそれぞれの粒子速度を任意に設定する。
具体的には、パラメータ決定部130は、ジェネリックオペレータ(generic operator)を用いて治療用超音波照射装置30を構成するN個のエレメントのうち一部又は全体を、治療用超音波を照射するエレメントと設定する。
そして、パラメータ決定部130は、設定されたエレメントそれぞれについての粒子速度を設定する。そして、パラメータ決定部130は、設定されたエレメントそれぞれについての粒子速度を組み合わせる。以下の説明で、粒子速度uは、パラメータ決定部130によって組み合わせられた粒子速度を意味する。
具体的には、パラメータ決定部130は、ジェネリックオペレータ(generic operator)を用いて治療用超音波照射装置30を構成するN個のエレメントのうち一部又は全体を、治療用超音波を照射するエレメントと設定する。
そして、パラメータ決定部130は、設定されたエレメントそれぞれについての粒子速度を設定する。そして、パラメータ決定部130は、設定されたエレメントそれぞれについての粒子速度を組み合わせる。以下の説明で、粒子速度uは、パラメータ決定部130によって組み合わせられた粒子速度を意味する。
次に、S1030段階で、パラメータ決定部130は、S1020段階で組み合わせられた粒子速度uを持つ治療用超音波が不均一な組職を伝搬するという仮定下で、焦点位置での音圧PHETを計算する。
ここで、不均一な組職は、特性計算部120によって計算された治療用超音波が伝搬する経路上に存在する1つ以上の組職についての特性(例えば、それぞれの組職の密度、組職内での治療用超音波の音波速度及び減衰係数)を反映した組職を意味する。
ここで、不均一な組職は、特性計算部120によって計算された治療用超音波が伝搬する経路上に存在する1つ以上の組職についての特性(例えば、それぞれの組職の密度、組職内での治療用超音波の音波速度及び減衰係数)を反映した組職を意味する。
例えば、パラメータ決定部130は、ASM(angular spectrum method:角スペクトル法)を用いてPHET(rm)(不均一な組職の特性を反映した、rmの位置ベクトルを持つ焦点位置での音圧)を計算する。
ここで、ASMは、複素波動場を平面波の無限数和に拡張する方法を意味する。
治療用超音波が伝搬する経路上の媒質が不均一な場合に、パラメータ決定部130がASMを用いて音圧PHET(rm)を計算する一例は、下記の通りである。
ここで、ASMは、複素波動場を平面波の無限数和に拡張する方法を意味する。
治療用超音波が伝搬する経路上の媒質が不均一な場合に、パラメータ決定部130がASMを用いて音圧PHET(rm)を計算する一例は、下記の通りである。
再び図5を参照すると、治療用超音波が伝搬する経路上に複数の互いに異なる媒質(例えば、体内組職)が存在する場合、パラメータ決定部130は、媒質の境界面(すなわち、不連続的な境界面)D1を通過する透過音場であるw1bを、その境界面に入射する入射音場であるw1fと透過係数であるTとを組み合わせて計算する。
次いで、パラメータ決定部130は、透過音場であるW1bに対して2次元フーリエ変換を適用して、D1平面での角スペクトル(angular spectrum)であるW1bを計算する。
次いで、パラメータ決定部130は、W1bに基づいて、D1平面からD2平面までの距離差による位相変化を補正したW2を計算する。
次いで、パラメータ決定部130は、W2に対して2次元フーリエ逆変換を適用して、D2平面での音場であるw2を計算する。
次いで、パラメータ決定部130は、W1bに基づいて、D1平面からD2平面までの距離差による位相変化を補正したW2を計算する。
次いで、パラメータ決定部130は、W2に対して2次元フーリエ逆変換を適用して、D2平面での音場であるw2を計算する。
パラメータ決定部130は、治療用超音波が伝搬する経路上に存在する境界面の数ほど前述した段階を繰り返して、PHET(rm)(不均一な組職の特性を反映した、rmの位置ベクトルを持つ焦点560位置での音圧)を計算する。
以上で、治療用超音波が伝搬する経路上の媒質が不均一な場合に、パラメータ決定部130がASMを用いて音圧PHET(rm)を計算する一例を説明した。
しかし、パラメータ決定部130が音圧PHET(rm)を計算する方法は、ASMを用いることに限定されず、これと類似した意味を持つ方法ならば制限なしに適用することができる。
以上で、治療用超音波が伝搬する経路上の媒質が不均一な場合に、パラメータ決定部130がASMを用いて音圧PHET(rm)を計算する一例を説明した。
しかし、パラメータ決定部130が音圧PHET(rm)を計算する方法は、ASMを用いることに限定されず、これと類似した意味を持つ方法ならば制限なしに適用することができる。
次に、S1040段階で、パラメータ決定部130は、S1010段階で計算したPHOMOとS1030段階で計算したPHETとの差の絶対値が所定のしきい値未満であるかどうかを判断する。
ここでしきい値は、パラメータ決定部130で自動的に定めても、インターフェース部110を通じてユーザが定めてもよい。
PHOMOとPHETの差が所定のしきい値以下であれば、パラメータ決定部130はその場合のエレメントの粒子速度uを最終値として決定する。しかしPHOMOとPHETの差が所定のしきい値を超過すれば、S1050段階に進行する。
ここでしきい値は、パラメータ決定部130で自動的に定めても、インターフェース部110を通じてユーザが定めてもよい。
PHOMOとPHETの差が所定のしきい値以下であれば、パラメータ決定部130はその場合のエレメントの粒子速度uを最終値として決定する。しかしPHOMOとPHETの差が所定のしきい値を超過すれば、S1050段階に進行する。
S1050段階で、パラメータ決定部130は、治療用超音波照射装置を構成するエレメントのうち治療用超音波を照射するエレメントそれぞれの粒子速度を再設定する。
そして、パラメータ決定部130は、設定されたエレメントそれぞれについての粒子速度を組み合わせる。
そして、パラメータ決定部130は、S1030段階〜S1040段階を再び繰り返す。
パラメータ決定部130は、前述したS1010段階〜S1050段階を通じて治療用超音波を焦点に照射するためのパラメータ(例えば、エレメントの粒子速度)を決定し、決定したパラメータを制御部140に伝送する。
そして、パラメータ決定部130は、設定されたエレメントそれぞれについての粒子速度を組み合わせる。
そして、パラメータ決定部130は、S1030段階〜S1040段階を再び繰り返す。
パラメータ決定部130は、前述したS1010段階〜S1050段階を通じて治療用超音波を焦点に照射するためのパラメータ(例えば、エレメントの粒子速度)を決定し、決定したパラメータを制御部140に伝送する。
図10は、不均一な媒質での音圧PHETが、均一な媒質での音圧PHOMOと所定のしきい値以下になるように超音波パラメータを設定する方法を説明しているが、他の方法も可能である。
以下、図11を参照してパラメータ決定部130が超音波パラメータを設定する他の例を具体的に説明する。
以下、図11を参照してパラメータ決定部130が超音波パラメータを設定する他の例を具体的に説明する。
図11は、本発明の実施形態によるパラメータ決定部が動作する他の例を説明するためのフローチャートである。
パラメータ決定部130は、均一な媒質での音圧PHOMOと比較なしに不均一な媒質での音圧PHETのみを計算して超音波パラメータを決定する。
具体的には、不均一な媒質での所望の音圧PHETが形成されるまで超音波パラメータを繰り返して設定する方法を用いることで、均一な媒質での音圧PHOMOとの比較段階を省略する。
パラメータ決定部130は、均一な媒質での音圧PHOMOと比較なしに不均一な媒質での音圧PHETのみを計算して超音波パラメータを決定する。
具体的には、不均一な媒質での所望の音圧PHETが形成されるまで超音波パラメータを繰り返して設定する方法を用いることで、均一な媒質での音圧PHOMOとの比較段階を省略する。
S1110段階で、パラメータ決定部130は、治療用超音波照射装置を構成するエレメントのうち治療用超音波を照射するエレメントの数を設定し、設定されたエレメントそれぞれの粒子速度を任意に設定する。
そして、パラメータ決定部130は、設定されたエレメントそれぞれについての粒子速度を組み合わせる。
そして、パラメータ決定部130は、設定されたエレメントそれぞれについての粒子速度を組み合わせる。
次に、S1120段階で、パラメータ決定部130は、S1110段階で組み合わせられた粒子速度uを持つ治療用超音波が不均一な組職を伝搬するという仮定下で焦点位置での音圧PHETを計算する。
次に、S1130段階で、パラメータ決定部130は、S1120段階で計算された音圧PHETが所定の条件を満たすかどうかを判断する。
S1120段階で計算された音圧PHETが所定の条件を満たす場合には、パラメータ決定部130は、その場合のエレメントの粒子速度uを最終値として決定する。
しかし、S1120段階で計算された音圧PHETが所定の条件を満たさない場合には、S1140段階に進行する。
S1120段階で計算された音圧PHETが所定の条件を満たす場合には、パラメータ決定部130は、その場合のエレメントの粒子速度uを最終値として決定する。
しかし、S1120段階で計算された音圧PHETが所定の条件を満たさない場合には、S1140段階に進行する。
次に、S1140段階で、パラメータ決定部130は、治療用超音波照射装置を構成するエレメントのうち治療用超音波を照射するエレメントそれぞれの粒子速度を再設定する。
そして、パラメータ決定部130は、設定されたエレメントそれぞれの粒子速度を組み合わせる。
そして、パラメータ決定部130は、S1120段階〜S1130段階を再び繰り返す。
そして、パラメータ決定部130は、設定されたエレメントそれぞれの粒子速度を組み合わせる。
そして、パラメータ決定部130は、S1120段階〜S1130段階を再び繰り返す。
再び図2を参照すると、制御部140は、治療用超音波照射装置30のエレメントの制御信号を生成する。
一例として、制御信号は、超音波を照射するエレメントの粒子速度uを制御するものである。
そして、制御部140は、制御信号を治療用超音波照射装置に伝送する。
このように、パラメータ決定部130が、治療用超音波照射装置30のエレメントから照射される治療用超音波の所定の特性と、計算実行部124で計算された治療用超音波の伝搬に影響を与える特性とを組み合わせてパラメータを決定することで、ユーザの介入なしに自動的に組職の特性を治療用超音波の伝達特性に変換する。
一例として、制御信号は、超音波を照射するエレメントの粒子速度uを制御するものである。
そして、制御部140は、制御信号を治療用超音波照射装置に伝送する。
このように、パラメータ決定部130が、治療用超音波照射装置30のエレメントから照射される治療用超音波の所定の特性と、計算実行部124で計算された治療用超音波の伝搬に影響を与える特性とを組み合わせてパラメータを決定することで、ユーザの介入なしに自動的に組職の特性を治療用超音波の伝達特性に変換する。
図8は、本発明の実施形態によるHIFUシステムの構成を示す概略図である。
本実施形態によるHIFUシステム800は、超音波制御装置10、治療用超音波照射装置30、及び診断用超音波照射装置40で構成される。
図8に示すHIFUシステム800は、本実施形態に関する構成要素のみ示している。よって、図8に示す構成要素以外に他の汎用的な構成要素がさらに含まれるということを、当業者ならば理解できるであろう。
本実施形態によるHIFUシステム800は、超音波制御装置10、治療用超音波照射装置30、及び診断用超音波照射装置40で構成される。
図8に示すHIFUシステム800は、本実施形態に関する構成要素のみ示している。よって、図8に示す構成要素以外に他の汎用的な構成要素がさらに含まれるということを、当業者ならば理解できるであろう。
また、図8に示すHIFUシステム800は、図1、図2及び図4に示した超音波制御装置10の一実施形態に該当する。
従って、図1、図2及び図4に関して記載した内容は、図8に示すHIFUシステム800にも適用できるため、重複説明は省略する。
従って、図1、図2及び図4に関して記載した内容は、図8に示すHIFUシステム800にも適用できるため、重複説明は省略する。
本実施形態によるHIFUシステム800は、治療用超音波照射装置30を用いて焦点に治療用超音波を集束する。
例えば、HIFUシステム800は、外部から入力された医療画像20と診断用超音波照射装置40が診断用超音波を被写体810に照射することで生成された超音波画像とを用いて、治療用超音波照射装置30が治療用超音波を照射するのを制御する。
よって、HIFUシステム800は、治療用超音波が伝搬する経路上に存在する1つ以上の組職の不均一な特性を反映して治療用超音波を生成することで、意図した位置に正確に焦点を形成させる。
また、HIFUシステム800は、被写体810(被検者)の特性を反映して治療用超音波を生成することで、被検者(例えば、患者)間の治療効果の偏差を最小化させる。
例えば、HIFUシステム800は、外部から入力された医療画像20と診断用超音波照射装置40が診断用超音波を被写体810に照射することで生成された超音波画像とを用いて、治療用超音波照射装置30が治療用超音波を照射するのを制御する。
よって、HIFUシステム800は、治療用超音波が伝搬する経路上に存在する1つ以上の組職の不均一な特性を反映して治療用超音波を生成することで、意図した位置に正確に焦点を形成させる。
また、HIFUシステム800は、被写体810(被検者)の特性を反映して治療用超音波を生成することで、被検者(例えば、患者)間の治療効果の偏差を最小化させる。
診断用超音波照射装置40は、被写体に対する超音波画像を生成するために被写体810に診断用超音波を照射し、反射した超音波信号を取得する。
そして、診断用超音波照射装置40は、取得した反射信号を用いて被写体810に対する超音波画像を生成する。
そして、診断用超音波照射装置40は、取得した反射信号を用いて被写体810に対する超音波画像を生成する。
超音波制御装置10は、被写体の解剖学的情報を含む医療画像と超音波画像とを整合させた画像を用いて治療用超音波照射装置を較正し、較正された治療用超音波照射装置が焦点に照射する治療用超音波を生成するための制御信号を生成する。
これにより、超音波制御装置10は、治療用超音波が伝搬する経路上に存在する1つ以上の組職の特性を自動的に反映した治療用超音波を生成することで、ユーザの介入なしに治療用超音波照射装置30が意図した位置に治療用超音波を集束させる。
また、治療用超音波が伝搬する経路上に存在する1つ以上の組職の特性を反映して治療用超音波を生成することで、一回の施術で一つ以上の組職を治療することができる。
治療用超音波照射装置30は、超音波制御装置10によって生成された制御信号を用いて、焦点の位置に向かって前記治療用超音波を照射する。
これにより、超音波制御装置10は、治療用超音波が伝搬する経路上に存在する1つ以上の組職の特性を自動的に反映した治療用超音波を生成することで、ユーザの介入なしに治療用超音波照射装置30が意図した位置に治療用超音波を集束させる。
また、治療用超音波が伝搬する経路上に存在する1つ以上の組職の特性を反映して治療用超音波を生成することで、一回の施術で一つ以上の組職を治療することができる。
治療用超音波照射装置30は、超音波制御装置10によって生成された制御信号を用いて、焦点の位置に向かって前記治療用超音波を照射する。
図9は、本実施形態による治療用超音波照射装置で照射される治療用超音波を生成する方法を説明するためのフローチャートである。
図9を参照すると、治療用超音波を生成する方法は、図1、図2、図4及び図8に示した超音波制御装置10又はHIFUシステム800で時系列的に処理される段階で構成される。
よって、以下で省略された内容であっても、図1、図2、図4及び図8に示した超音波制御装置10又はHIFUシステム800に関して以上で述べられた内容は、図9の治療用超音波を生成する方法にも適用されるということが分かる。
図9を参照すると、治療用超音波を生成する方法は、図1、図2、図4及び図8に示した超音波制御装置10又はHIFUシステム800で時系列的に処理される段階で構成される。
よって、以下で省略された内容であっても、図1、図2、図4及び図8に示した超音波制御装置10又はHIFUシステム800に関して以上で述べられた内容は、図9の治療用超音波を生成する方法にも適用されるということが分かる。
まず、S910段階で、インターフェース部110は、被写体の解剖学的情報を含む医療画像を取得する。
次に、S920段階で、特性計算部120は、S901段階で取得した医療画像を用いて被写体を構成する1つ以上の組職に対する治療用超音波の伝搬に影響を与える特性を計算する。
具体的には、特性計算部120は、S901段階で取得した医療画像を用いて、治療用超音波照射装置30のエレメントから焦点まで治療用超音波が伝搬する経路上に存在する1つ以上の組職についての特性を計算する。
次に、S920段階で、特性計算部120は、S901段階で取得した医療画像を用いて被写体を構成する1つ以上の組職に対する治療用超音波の伝搬に影響を与える特性を計算する。
具体的には、特性計算部120は、S901段階で取得した医療画像を用いて、治療用超音波照射装置30のエレメントから焦点まで治療用超音波が伝搬する経路上に存在する1つ以上の組職についての特性を計算する。
例えば、特性計算部120は、被写体を構成する組職それぞれの特性についてのモデルを生成し、生成されたモデルを用いて、経路上に存在する組職についての特性を計算する。
また、特性計算部120は、インターフェース部110から医療画像と、被写体に対する超音波画像とを取得して整合する。
そして特性計算部120は、整合した画像を用いて診断用超音波照射装置を較正し、較正された診断用超音波照射装置を用いて治療用超音波照射装置を較正する信号を生成する。
また、特性計算部120は、インターフェース部110から医療画像と、被写体に対する超音波画像とを取得して整合する。
そして特性計算部120は、整合した画像を用いて診断用超音波照射装置を較正し、較正された診断用超音波照射装置を用いて治療用超音波照射装置を較正する信号を生成する。
次に、S930段階で、パラメータ決定部130は、S902段階で計算された特性を用いて被写体に焦点を形成するための治療用超音波のパラメータを決定する。
次に、S940段階で、制御部140は、S903段階で決定したパラメータによる治療用超音波を生成するための制御信号を生成する。
次に、S940段階で、制御部140は、S903段階で決定したパラメータによる治療用超音波を生成するための制御信号を生成する。
本発明の本実施形態による超音波制御装置10及びHIFUシステム800によれば、治療用超音波が伝搬する経路上に存在する組職の不均一な特性を反映して治療用超音波を照射でき、それによってHIFUを用いる治療の正確度を向上させる。
また、超音波制御装置10及びHIFUシステム800が、治療用超音波の伝搬経路上に存在する組職の特性を、治療用超音波を照射するためのパラメータに自動的に反映させることで、ユーザの介入なしに意図した位置に正確に焦点を形成できる治療用超音波を生成する。
また、超音波制御装置10及びHIFUシステム800が、治療用超音波の伝搬経路上に存在する組職の特性を、治療用超音波を照射するためのパラメータに自動的に反映させることで、ユーザの介入なしに意図した位置に正確に焦点を形成できる治療用超音波を生成する。
また、超音波制御装置10及びHIFUシステム800は、複数の被写体(被検者)の個々の特性を反映して個別的に治療用超音波を生成することで、被検者(例えば、患者)間のHIFU治療効果の偏差を最小化することができる。
また、超音波制御装置10及びHIFUシステム800が治療用超音波の伝搬経路上に存在する組職の特性を反映して治療用超音波を生成することで、1回の施術で一つ以上の臓器の治療を可能にする。
また、超音波制御装置10及びHIFUシステム800が治療用超音波の伝搬経路上に存在する組職の特性を反映して治療用超音波を生成することで、1回の施術で一つ以上の臓器の治療を可能にする。
上述した方法は、コンピュータで実行されるプログラムで作成でき、コンピュータ読取可能記録媒体を用いてプログラムを動作させる汎用デジタルコンピュータで具現される。
また、上述した方法で使われたデータの構造は、コンピュータ読取可能記録媒体に様々な手段を通じて記録される。
コンピュータ読取可能記録媒体は、ハードディスク、フロッピー(登録商標)ディスクなどのようなマグネチック記録媒体、CD−ROM、DVDなどのような光学的記録媒体、光磁気記録媒体、及びROM(Read Only Memory)、RAM、USBメモリなどのようなハードウェア装置を含む。
また、上述した方法で使われたデータの構造は、コンピュータ読取可能記録媒体に様々な手段を通じて記録される。
コンピュータ読取可能記録媒体は、ハードディスク、フロッピー(登録商標)ディスクなどのようなマグネチック記録媒体、CD−ROM、DVDなどのような光学的記録媒体、光磁気記録媒体、及びROM(Read Only Memory)、RAM、USBメモリなどのようなハードウェア装置を含む。
尚、本発明は、上述の実施形態に限られるものではない。本発明の技術的範囲から逸脱しない範囲内で多様に変更実施することが可能である。
本発明は、超音波医療分野に関連するHIFUシステムなどの診断用超音波照射装置及び治療用超音波照射装置などに好適に使用される。
10 超音波制御装置
20、310 医療画像
30 治療用超音波照射装置
40 診断用超音波照射装置
110 インターフェース部
120 特性計算部
121 グループ生成部
122 第1モデル生成部
123 第2モデル生成部
124 計算実行部
130 パラメータ決定部
140 制御部
150 較正部
320 超音波画像
510 エレメント
520、530、540、550 組職
560 焦点
800 HIFUシステム
810 被写体
20、310 医療画像
30 治療用超音波照射装置
40 診断用超音波照射装置
110 インターフェース部
120 特性計算部
121 グループ生成部
122 第1モデル生成部
123 第2モデル生成部
124 計算実行部
130 パラメータ決定部
140 制御部
150 較正部
320 超音波画像
510 エレメント
520、530、540、550 組職
560 焦点
800 HIFUシステム
810 被写体
Claims (20)
- 超音波照射装置から照射される超音波を生成する方法において、
被写体の解剖学的情報を含む医療画像を取得する段階と、
前記医療画像に基づいて前記超音波の伝搬(propagation)に影響を与える前記被写体を構成する1つ以上の組職(tissue)の特性を計算する段階と、
前記計算された特性を用いて前記被写体に焦点を形成するための前記超音波のパラメータを決定する段階と、
前記決定されたパラメータに従って前記超音波を生成する段階とを有することを特徴とする超音波生成方法。 - 前記組職の特性を計算する段階は、前記医療画像を処理して、前記超音波照射装置のエレメントから前記焦点の位置まで前記超音波が伝搬する経路上に存在する1つ以上の組職についての特性を計算する段階を含むことを特徴とする請求項1に記載の超音波生成方法。
- 前記組職の特性は、前記組職それぞれを通過する前記超音波の速度、前記組職それぞれの密度、前記組職それぞれについての前記超音波の減衰係数、又はそれらの組み合わせを含むことを特徴とする請求項1又は2に記載の超音波生成方法。
- 前記医療画像を用いて前記超音波照射装置を較正する段階をさらに有し、
前記組職の特性を計算する段階は、前記較正された前記超音波照射装置を用い、前記医療画像を処理して、前記超音波照射装置のエレメントから前記焦点まで前記超音波が伝搬する経路上に存在する1つ以上の組職についての特性を計算する段階を含むことを特徴とする請求項1に記載の超音波生成方法。 - 前記超音波照射装置を較正する段階は、診断用超音波照射装置を用いて前記被写体に対する超音波画像を生成する段階と、
前記超音波画像と前記医療画像とが整合された画像を用いて前記診断用超音波照射装置を較正する段階と、
前記較正された前記診断用超音波照射装置を用いて前記超音波照射装置を較正する段階とを含むことを特徴とする請求項4に記載の超音波生成方法。 - 前記較正は、前記超音波照射装置の座標を調整することにより実行されることを特徴とする請求項4に記載の超音波生成方法。
- 前記医療画像は、CT(Computed Tomography)画像を含むことを特徴とする請求項1に記載の超音波生成方法。
- 前記超音波のパラメータを決定する段階は、前記超音波照射装置で照射される超音波の所定の特性と前記超音波の伝搬に影響を与える前記計算された組織の特性とを組み合わせてパラメータを決定する段階を含むことを特徴とする請求項1に記載の超音波生成方法。
- 超音波照射装置において、
被写体の解剖学的情報を含む医療画像を取得するインターフェース部と、
前記医療画像に基づいて前記超音波の伝搬(propagation)に影響を与える前記被写体を構成する1つ以上の組職(tissue)の特性を計算する特性計算部と、
前記計算された特性を用いて前記被写体に焦点を形成するための前記超音波のパラメータを決定するパラメータ決定部と、
前記決定されたパラメータに従って前記超音波を生成するための制御信号を生成する制御部とを備えることを特徴とする超音波照射装置。 - 前記特性計算部は、前記医療画像を処理して、前記超音波照射装置のエレメントから前記焦点の位置まで前記超音波が伝搬する経路上に存在する1つ以上の組職についての特性を計算することを特徴とする請求項9に記載の超音波照射装置。
- 前記組織の特性は、前記組職それぞれを通過する前記超音波の速度、前記組職それぞれの密度、前記組職それぞれについての前記超音波の減衰係数、又はそれらの組み合わせを含むことを特徴とする請求項9又は10に記載の超音波照射装置。
- 前記医療画像を用いて前記超音波照射装置を較正する較正部をさらに備えることを特徴とする請求項9に記載の超音波照射装置。
- 前記較正部は、前記インターフェース部から前記被写体に対する超音波画像を取得し、前記超音波画像と前記医療画像とが整合された画像を用いて診断用超音波照射装置を較正し、前記較正された前記診断用超音波照射装置を用いて前記超音波照射装置を較正することを特徴とする請求項12に記載の超音波照射装置。
- 前記医療画像は、CT画像を含むことを特徴とする請求項9に記載の超音波照射装置。
- 請求項1乃至8のいずれか一項に記載の超音波生成方法を実行するためのプログラムを記録したことを特徴とするコンピュータ読取可能記録媒体。
- 超音波照射装置から照射される超音波を生成する方法において、
不均一(heterogeneous)組職を含む被写体の画像を取得する段階と、
前記画像を用いて前記不均一組職の特性が反映された前記超音波のパラメータを決定する段階とを有することを特徴とする超音波生成方法。 - 前記被写体の画像は、人間の体内臓器を含む医療画像であることを特徴とする請求項16に記載の超音波生成方法。
- 前記超音波のパラメータを決定する段階は、前記画像を用いて前記超音波の伝搬に影響を与える前記不均一組職についての特性を計算する段階と、
前記計算された特性を用いて前記被写体に焦点を形成するための前記超音波のパラメータを決定する段階とを含むことを特徴とする請求項16に記載の超音波生成方法。 - 前記超音波のパラメータを決定する段階は、前記超音波が均一(homogeneous)組職を伝搬する場合、前記焦点の位置での音圧を示す第1音圧を計算する段階と、
前記超音波照射装置に含まれたエレメントの内、前記超音波を照射する少なくとも1つ以上のエレメントを決定し、前記決定されたエレメントそれぞれの粒子速度を設定する段階と、
前記設定された粒子速度を用いて生成された前記超音波が前記不均一組職を伝搬する場合、前記焦点の位置での音圧を示す第2音圧を計算する段階と、
前記第1音圧と前記第2音圧との関係に基づいて前記超音波のパラメータを決定する段階とを含むことを特徴とする請求項18に記載の超音波生成方法。 - 前記前記第1音圧と前記第2音圧との関係に基づいて超音波のパラメータを決定する段階は、前記第1音圧と前記第2音圧との差がしきい値を超えるかどうかを判断する段階と、
前記差が前記しきい値を超える場合、前記決定されたエレメントそれぞれの粒子速度を再設定する段階とを含むことを特徴とする請求項19に記載の超音波生成方法。
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