JP5929368B2 - 超音波画像診断装置 - Google Patents
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Description
前記送信部は、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第1の駆動信号を与え、
前記受信部は、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し、
前記受信部によって受信した前記平面波の受信信号から前記被検体に挿入された穿刺針の角度及び位置を示す穿刺針エコー情報を得る穿刺針位置検出部と、
前記送信部は超音波の収束が行われるスキャン用ビーム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第2の駆動信号を与え、
前記スキャン用ビームの前記被検体からの反射超音波を受信することで得られる複数の受信信号に対して遅延時間を与えて互いに加算して音線データを生成する整相加算部とを備え、
前記穿刺針位置検出部は前記穿刺針エコー情報を前記整相加算部へ出力し、
前記整相加算部は前記スキャン用ビームの反射超音波から得られる複数の前記受信信号及び入力された前記穿刺針エコー情報に基づいて穿刺針画像データを構成する音線データを生成することを特徴とする。
前記整相加算部は前記スキャン用ビームの前記反射超音波から得られる複数の前記受信信号に基づいて生体組織画像データを構成する音線データを生成し、
前記穿刺針画像データ及び前記生体組織画像データを合成する画像生成部を備えることを特徴とする。
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、
前記穿刺針位置検出部は、前記受信部によって受信した前記平面波の受信信号をハフ変換し、該ハフ変換の結果に基づいて前記穿刺針エコー情報を得ることを特徴とする。
前記穿刺針位置検出部は、前記受信部によって受信した前記平面波の受信信号の強度の変化からエッジを抽出し、エッジが抽出された前記平面波の受信信号をハフ変換することを特徴とする。
前記超音波探触子は複数の振動子を備えて、該複数の振動子にて送信超音波を出力し、
前記穿刺針位置検出部は、前記受信部によって受信した前記複数の振動子のそれぞれの前記平面波の受信信号を、各振動子の位置と深度とをxy軸とするxy空間上に展開し、該展開されたxy空間上の受信信号をハフ変換し、該ハフ変換して得られた複数の正弦曲線の通過数である投票数の最も多い点から特定されるxy空間上の直線から前記穿刺針エコー情報を得ることを特徴とする。
前記穿刺針位置検出部は、前記受信部によって受信した前記平面波の受信信号の強度の変化の大きさからエッジの強度を検出し、該検出したエッジの強度に応じて前記複数の正弦曲線のそれぞれについて前記投票数の重み付けを行うことを特徴とする。
前記穿刺針位置検出部は、取得した前記穿刺針エコー情報から特定される直線と前記超音波探触子との距離から、前記被検体に挿入された穿刺針の挿入角度及び深度を特定する穿刺アクセス情報を得ることを特徴とする。
前記整相加算部は、前記被検体からの反射超音波から得られた受信信号を第1の受信開口中心で整相加算し、
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、前記穿刺アクセス情報に基づいて受信開口中心のずらし量を設定し、該設定したずらし量だけ前記第1の受信開口中心からずらした第2の受信開口中心で整相加算を行い、
前記画像生成部は、前記整相加算部によって前記第2の受信開口中心で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。
前記画像生成部は、前記第1の受信開口中心で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。
前記画像生成部は、前記整相加算部によって整相加算された受信信号の強度を輝度に変換することにより画像データを生成するものであって、前記第1の受信開口中心で整相加算された受信信号に対しては対数圧縮を行って画像データを生成し、前記第2の受信開口中心で整相加算された受信信号に対しては所定強度の受信信号を抽出し、該抽出された受信信号の強度を輝度に変換することにより穿刺針画像データを生成することを特徴とする。
前記画像生成部は、前記穿刺アクセス情報に基づいて、前記穿刺針画像データを生成する領域を設定し、該設定した領域の穿刺針画像データを前記第2の受信開口中心で整相加算された受信信号から生成することを特徴とする。
前記穿刺針位置検出部によって取得された穿刺針エコー情報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を備えたことを特徴とする。
前記整相加算部は、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を整相加算することを特徴とする。
前記超音波探触子は、方位方向に配列される複数の振動子を備え、
前記送信部は、前記複数の振動子のうち、前記方位方向において端部から前記平面波の送信超音波が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ことを特徴とする。
前記送信部は、前記方位方向における両端部から前記平面波の送信超音波が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ことを特徴とする。
前記超音波探触子は、方位方向に配列される複数の振動子を備え、
前記送信部は、前記複数の振動子から出力される前記平面波の送信超音波が前記方位方向において前記複数の振動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前記超音波探触子に駆動信号を与えることを特徴とする。
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23(A)及び図24(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23(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24(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23(B)及び図24(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23(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24(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 (16)
- 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と、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受信信号を受信する受信部と、を備え、前記受信信号によって受信された受信信号に基づいて超音波画像を表示する超音波画像診断装置において、
前記送信部は、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第1の駆動信号を与え、
前記受信部は、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し、
前記受信部によって受信した前記平面波の受信信号から前記被検体に挿入された穿刺針の角度及び位置を示す穿刺針エコー情報を得る穿刺針位置検出部と、
前記送信部は超音波の収束が行われるスキャン用ビーム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第2の駆動信号を与え、
前記スキャン用ビームの前記被検体からの反射超音波を受信することで得られる複数の受信信号に対して遅延時間を与えて互いに加算して音線データを生成する整相加算部とを備え、
前記穿刺針位置検出部は前記穿刺針エコー情報を前記整相加算部へ出力し、
前記整相加算部は前記スキャン用ビームの反射超音波から得られる複数の前記受信信号及び入力された前記穿刺針エコー情報に基づいて穿刺針画像データを構成する音線データを生成することを特徴とする超音波画像診断装置。 - 前記整相加算部は前記スキャン用ビームの前記反射超音波から得られる複数の前記受信信号に基づいて生体組織画像データを構成する音線データを生成し、
前記穿刺針画像データ及び前記生体組織画像データを合成する画像生成部を備えることを特徴とする請求項1に記載の超音波診断画像装置。 - 前記穿刺針位置検出部は、前記受信部によって受信した前記平面波の受信信号をハフ変換し、該ハフ変換の結果に基づいて前記穿刺針エコー情報を得る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。
- 前記穿刺針位置検出部は、前記受信部によって受信した前記平面波の受信信号の強度の変化からエッジを抽出し、エッジが抽出された前記平面波の受信信号をハフ変換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。
- 前記超音波探触子は複数の振動子を備えて、該複数の振動子にて送信超音波を出力し、
前記穿刺針位置検出部は、前記受信部によって受信した前記複数の振動子のそれぞれの前記平面波の受信信号を、各振動子の位置と深度とをxy軸とするxy空間上に展開し、該展開されたxy空間上の受信信号をハフ変換し、該ハフ変換して得られた複数の正弦曲線の通過数である投票数の最も多い点から特定されるxy空間上の直線から前記穿刺針エコー情報を得ることを特徴とする請求項3又は4に記載の超音波画像診断装置。 - 前記穿刺針位置検出部は、前記受信部によって受信した前記平面波の受信信号の強度の変化の大きさからエッジの強度を検出し、該検出したエッジの強度に応じて前記複数の正弦曲線のそれぞれについて前記投票数の重み付けを行うことを特徴とする請求項5に記載の超音波画像診断装置。
- 前記穿刺針位置検出部は、取得した前記穿刺針エコー情報から特定される直線と前記超音波探触子との距離から、前記被検体に挿入された穿刺針の挿入角度及び深度を特定する穿刺アクセス情報を得ることを特徴とする請求項1〜6の何れか一項に記載の超音波画像診断装置。
- 前記整相加算部は、前記被検体からの反射超音波から得られた受信信号を第1の受信開口中心で整相加算し、
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、前記穿刺アクセス情報に基づいて受信開口中心のずらし量を設定し、該設定したずらし量だけ前記第1の受信開口中心からずらした第2の受信開口中心で整相加算を行い、
前記画像生成部は、前記整相加算部によって前記第2の受信開口中心で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7に記載の超音波画像診断装置。 - 前記画像生成部は、前記第1の受信開口中心で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8に記載の超音波画像診断装置。
- 前記画像生成部は、前記整相加算部によって整相加算された受信信号の強度を輝度に変換することにより画像データを生成するものであって、前記第1の受信開口中心で整相加算された受信信号に対しては対数圧縮を行って画像データを生成し、前記第2の受信開口中心で整相加算された受信信号に対しては所定強度の受信信号を抽出し、該抽出された受信信号の強度を輝度に変換することにより穿刺針画像データを生成することを特徴とする請求項9に記載の超音波画像診断装置。
- 前記画像生成部は、前記穿刺アクセス情報に基づいて、前記穿刺針画像データを生成する領域を設定し、該設定した領域の穿刺針画像データを前記第2の受信開口中心で整相加算された受信信号から生成することを特徴とする請求項9又は10に記載の超音波画像診断装置。
- 前記穿刺針位置検出部によって取得された穿刺針エコー情報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を備えたことを特徴とする請求項8〜11の何れか一項に記載の超音波画像診断装置。
- 前記整相加算部は、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を整相加算することを特徴とする請求項12に記載の超音波画像診断装置。
- 前記超音波探触子は、方位方向に配列される複数の振動子を備え、
前記送信部は、前記複数の振動子のうち、前記方位方向において端部から前記平面波の送信超音波が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ことを特徴とする請求項1〜13の何れか一項に記載の超音波画像診断装置。 - 前記送信部は、前記方位方向における両端部から前記平面波の送信超音波が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ことを特徴とする請求項14に記載の超音波画像診断装置。
- 前記超音波探触子は、方位方向に配列される複数の振動子を備え、
前記送信部は、前記複数の振動子から出力される前記平面波の送信超音波が前記方位方向において前記複数の振動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前記超音波探触子に駆動信号を与えることを特徴とする請求項1〜15の何れか一項に記載の超音波画像診断装置。
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