JP6172330B2 - Ultrasound diagnostic imaging equipment - Google Patents
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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、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、アタッチメントやガイドを備えた超音波探触子に穿刺針を取り付け、医師等の操作者は、超音波探触子にて取得した生体内の超音波画像データから超音波画像を表示するとともに、これを見ながら穿刺位置を確認し、穿刺針の穿刺を実施する。 2. Description of the Related Art Conventionally, 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, when collecting a predetermined tissue in the living body, the puncture needle is attached to an ultrasonic probe equipped with an attachment or a guide so that the puncture needle is not punctured at another position by mistake, An operator such as a doctor displays an ultrasound image from in-vivo ultrasound image data acquired by the ultrasound probe, confirms the puncture position while viewing this, and performs puncture of the puncture needle.
従来の超音波画像診断装置において、複数方向に超音波を送信して得られた受信信号の強弱から穿刺針の方向を検知した後、穿刺針に対して直交する方向に超音波を送受信して穿刺針画像データを取得する一方で、生体内に対する超音波のスキャンを行って生体内の生体組織画像データを取得し、これらの画像データを重ね合わせることにより、超音波画像中の穿刺針を明確に表示するようにしたものがある。また、穿刺針挿入用アタッチメントにおいて設定された穿刺角度に直交する方向に超音波の送受信を行うようにしたものもある（例えば、特許文献１）。 In a conventional ultrasonic diagnostic imaging apparatus, after detecting the direction of a puncture needle from the strength of a received signal obtained by transmitting ultrasonic waves in a plurality of directions, ultrasonic waves are transmitted and received in a direction orthogonal to the puncture needle. While acquiring the puncture needle image data, the body tissue image data in the living body is acquired by scanning the living body with ultrasound, and the puncture needle in the ultrasound image is clarified by superimposing these image data There is something to be displayed. In addition, there is also one that transmits and receives ultrasonic waves in a direction orthogonal to the puncture angle set in the puncture needle insertion attachment (for example, Patent Document 1).
しかしながら、上記特許文献１に記載の技術では、穿刺針の方向を特定するために複数方向の超音波の送受信を行う必要があることから、穿刺針を特定するためにフレームレートが低下するという問題がある。また、上記特許文献１に記載の技術では、超音波の送受信方向や、穿刺針挿入用アタッチメントによって設定された穿刺角度により、穿刺針の角度は把握できるが深度までは特定することができず、正確な穿刺針の位置を把握することができない。 However, in the technique described in Patent Document 1, since it is necessary to perform transmission / reception of ultrasonic waves in a plurality of directions in order to specify the direction of the puncture needle, there is a problem in that the frame rate decreases in order to specify the puncture needle There is. Further, in the technique described in Patent Document 1, the angle of the puncture needle can be grasped by the ultrasonic wave transmission / reception direction and the puncture angle set by the puncture needle insertion attachment, but the depth cannot be specified, An accurate position of the puncture needle cannot be grasped.
本発明の課題は、フレームレートの低下を低減させて穿刺針の位置を把握する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 grasping the position of a puncture needle by reducing a decrease in frame rate.
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、前記受信部によって受信された受信信号に基づいて画像データを生成する画像生成部と、を備え、前記画像データ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、穿刺針探索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穿刺針探索用ビーム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第１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第１の受信信号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穿刺針位置検出部を有し、
前記送信部は、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、
前記受信部は、前記超音波探触子から出力された前記スキャン用ビームが前記被検体の生体組織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第２の受信信号を前記超音波探触子から受信し、
前記画像生成部は、前記第２の受信信号に基づいて穿刺針画像データを生成し、前記第２の受信信号に基づいて生体組織画像データを生成し、前記穿刺針画像データと前記生体組織画像データを合成して合成画像データを生成し、
前記画像生成部は、前記穿刺アクセス情報に基づいて、前記穿刺針の位置に対応する領域とその他の領域において異なる信号処理を行い、前記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、
前記穿刺針探索用ビームは平面波であり、前記スキャン用ビームは集束が行われ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、
前記画像生成部は、前記穿刺アクセス情報に基づいて、前記その他の領域にマスキング処理を行い、前記穿刺針画像データを生成することを特徴とする。
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. an ultrasonic probe that outputs a transmission section for applying a drive signal the ultrasonic probe, a receiving unit that receives a reception signal outputted from the ultrasonic probe, is received by the receiving unit In an ultrasonic diagnostic imaging apparatus that includes an image generation unit that generates image data based on a received signal, and that displays an ultrasonic image based on the image data ,
The transmitting unit gives a first drive signal to the ultrasound probe so that a puncture needle search beam is output from the ultrasound probe,
The reception unit is obtained when the ultrasonic probe receives reflected ultrasonic waves reflected by the puncture needle inserted into the subject with the puncture needle search beam output from the ultrasonic probe. Receiving a first received signal from the ultrasonic probe,
A puncture needle position detection unit that obtains puncture access information that specifies the insertion angle and depth of the puncture needle inserted into the subject from the first reception signal received by the reception unit;
The transmitting unit gives a second drive signal to the ultrasonic probe so that a scanning beam is output from the ultrasonic probe;
The reception unit receives a reflected ultrasonic wave obtained by the ultrasonic probe receiving the reflected ultrasonic wave reflected by the biological tissue of the subject, and is received by the ultrasonic probe. Receiving a signal from the ultrasound probe;
The image generation unit generates puncture needle image data based on the second reception signal, generates biological tissue image data based on the second reception signal, and the puncture needle image data and the biological tissue image Combine the data to generate composite image data,
The image generation unit performs signal processing different in an area corresponding to the position of the puncture needle and other areas based on the puncture access information, and generates the puncture needle image data .
According to a second aspect of the present invention, in the ultrasonic diagnostic imaging apparatus according to the first aspect,
The puncture needle searching beam is a plane wave, and the scanning beam is focused.
The invention according to claim 3 is the ultrasonic diagnostic imaging apparatus according to claim 1 or 2,
The image generation unit performs masking processing on the other area based on the puncture access information, and generates the puncture needle image data.
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、
前記穿刺針位置検出部は、前記受信部によって受信した前記第１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取得し、
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、前記穿刺アクセス情報を得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 puncture needle position detection unit performs a Hough transform on the first reception signal received by the reception unit, and acquires the puncture needle echo information based on a result of the Hough transform ,
The puncture access information is obtained from the distance between the straight line specified from the acquired puncture needle echo information and the ultrasonic probe .
請求項５に記載の発明は、請求項４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第１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第１の受信信号をハフ変換することを特徴とする。
The invention according to claim 5 is the ultrasonic diagnostic imaging apparatus according to claim 4 ,
The puncture needle position detection unit extracts an edge from a change in intensity of the first reception signal received by the reception unit, and performs a Hough transform on the first reception signal from which the edge has been extracted. .
請求項６に記載の発明は、請求項４又は５に記載の超音波画像診断装置において、
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。
The invention according to claim 6 is the ultrasonic diagnostic imaging apparatus according to claim 4 or 5 ,
The ultrasonic probe includes a plurality of transducers, and outputs transmission ultrasonic waves by the plurality of transducers.
The puncture needle position detection unit develops the reception signal of the plane wave of each of the plurality of transducers received by the reception unit in an xy space having the location and depth of each transducer as an xy axis, The puncture needle is extracted from a straight line on the xy space identified from the point having the largest number of votes, which is the number of passages of a plurality of sinusoids obtained by performing the Hough transform on the developed reception signal on the xy space. Echo information is obtained.
請求項７に記載の発明は、請求項６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第１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。
The invention according to claim 7, in the ultrasound image diagnosis apparatus according to claim 6,
The puncture needle position detection unit detects the strength of an edge from the magnitude of a change in the strength of the first reception signal received by the reception unit, and the plurality of sinusoidal curves according to the detected edge strength. The number of votes is weighted for each.
請求項８に記載の発明は、請求項１〜７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する整相加算部を備え、
前記画像生成部は、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ことを特徴とする。
The invention according to claim 8 is the ultrasonic diagnostic imaging apparatus according to any one of claims 1 to 7 ,
A phasing addition unit for phasing and adding a reception signal obtained from reflected ultrasound from the subject at the center of the first reception aperture;
The image generation unit generates image data for displaying an ultrasonic image based on the received signal after the phasing addition .
請求項９に記載の発明は、請求項８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。
The invention according to claim 9 is the ultrasonic diagnostic imaging apparatus according to claim 8 ,
A sound speed calculation unit is provided that calculates a sound speed in the subject based on puncture needle echo information acquired by the puncture needle position detection unit.
請求項１０に記載の発明は、請求項９に記載の超音波画像診断装置において、
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。
The invention described in claim 10 is the ultrasonic diagnostic imaging apparatus according to claim 9 ,
The phasing addition unit performs phasing addition on the received signal in accordance with the sound speed calculated by the sound speed calculation unit.
請求項１１に記載の発明は、請求項１〜１０の何れか一項に記載の超音波画像診断装置において、
前記送信部は、前記超音波探触子の端部から前記穿刺針探索用ビームが出力されるように前記超音波探触子に第１の駆動信号を与えることを特徴とする。
The invention according to claim 11 is the ultrasonic diagnostic imaging apparatus according to any one of claims 1 to 10 ,
The transmitter is characterized in that a first drive signal is given to the ultrasonic probe so that the puncture needle search beam is output from an end of the ultrasonic probe.
請求項１２に記載の発明は、請求項１１に記載の超音波画像診断装置において、
前記送信部は、前記超音波探触子の方位方向の両端部から前記穿刺針探索用ビームが出力されるように前記超音波探触子に第１の駆動信号を与えることを特徴とする。
The invention according to claim 12 is the ultrasonic diagnostic imaging apparatus according to claim 11 ,
The transmitter is characterized in that the ultrasonic probe is supplied with a first drive signal so that the puncture needle search beam is output from both ends in the azimuth direction of the ultrasonic probe.
請求項１３に記載の発明は、請求項１〜１２の何れか一項に記載の超音波画像診断装置において、
前記送信部は、前記超音波探触子から出力される前記穿刺針探索用ビームが前記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前記超音波探触子に第１の駆動信号を与えることを特徴とする。
請求項１４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、前記受信部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、前記超音波探触子の方位方向の両端部から穿刺針探索用ビームが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穿刺針探索用ビーム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を備え、
前記送信部は、超音波の集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の駆動信号を与えることを特徴とする。
請求項１５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、前記受信部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、前記超音波探触子から出力される穿刺針探索用ビームが前記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穿刺針探索用ビーム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を備え、
前記送信部は、超音波の集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の駆動信号を与えることを特徴とする。
請求項１６に記載の発明は、請求項１４又は１５に記載の超音波画像診断装置において、
前記穿刺針探索用ビームが平面波であることを特徴とする。
The invention according to claim 13 is the ultrasonic diagnostic imaging apparatus according to any one of claims 1 to 12,
The transmitter includes the ultrasonic probe so that the puncture needle search beam output from the ultrasonic probe is outside the ultrasonic probe and has a predetermined angle with respect to the depth direction. A first drive signal is given to the above.
According to the fourteenth aspect of the present invention, there is provided 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. A transmission unit that gives a drive signal to the ultrasonic probe; and a reception unit that receives a reception signal output from the ultrasonic probe, and based on the reception signal received by the reception unit In an ultrasonic diagnostic imaging apparatus that displays an ultrasonic image,
The transmitting unit gives a first drive signal to the ultrasonic probe so that a puncture needle search beam is output from both ends in the azimuth direction of the ultrasonic probe,
The reception unit is obtained when the ultrasonic probe receives reflected ultrasonic waves reflected by the puncture needle inserted into the subject with the puncture needle search beam output from the ultrasonic probe. Received signal from the ultrasonic probe,
A puncture needle position detector that obtains puncture needle echo information indicating the angle and position of the puncture needle inserted into the subject from the received signal received by the receiver ;
The transmission unit is characterized in that the ultrasonic probe is supplied with a second drive signal so that a scanning beam on which ultrasonic focusing is performed is output from the ultrasonic probe .
The invention according to claim 15 is 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; A transmission unit that gives a drive signal to the ultrasonic probe; and a reception unit that receives a reception signal output from the ultrasonic probe, and based on the reception signal received by the reception unit In an ultrasonic diagnostic imaging apparatus that displays an ultrasonic image,
The transmitter transmits the puncture needle search beam output from the ultrasound probe to the ultrasound probe so that the beam is outside the ultrasound probe and has a predetermined angle with respect to the depth direction. Providing a first drive signal;
The reception unit is obtained when the ultrasonic probe receives reflected ultrasonic waves reflected by the puncture needle inserted into the subject with the puncture needle search beam output from the ultrasonic probe. Received signal from the ultrasonic probe,
A puncture needle position detector that obtains puncture needle echo information indicating the angle and position of the puncture needle inserted into the subject from the received signal received by the receiver ;
The transmission unit is characterized in that the ultrasonic probe is supplied with a second drive signal so that a scanning beam on which ultrasonic focusing is performed is output from the ultrasonic probe .
The invention according to claim 16 is the ultrasonic diagnostic imaging apparatus according to claim 14 or 15,
The puncture needle search beam is a plane wave.
本発明によれば、フレームレートの低下を低減させて穿刺針の位置を把握することができる。 According to the present invention, it is possible to grasp the position of the puncture needle while reducing the decrease in the frame rate.
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）２０
３ｂ、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 illustrated in FIG. 4, the reception unit 203 includes, for example, an AMP (AMPlifier) 203 a and an ADC (Analog-Digital Converter) 20.
3b, a sampling memory 203c, a phasing addition unit 203d, a puncture needle position detection unit 203e, and a sound velocity calculation unit 203f.
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 it 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, for example, a differential filter, an edge enhancement filter, or the like to each sampling storage area of the sampling memory 203c so that the received signal intensity difference 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 processor 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Ｓ１１０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Ｓ１１０：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 S110 that sound ray data for one frame has been acquired (step S110 : 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、超音波探触子２２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。送信部２０２は、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から出力された受信信号を受信する。送信部２０２は、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。穿刺針位置検出部２０３ｅは、受信部２０３によって受信した平面波の受信信号から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得る。その結果、平面波の超音波の送受信により穿刺針の位置を把握することができるので、フレームレートの低下を低減させて穿刺針の位置を把握することができる。 As described above, according to the present embodiment, the ultrasonic probe 22 outputs a transmission ultrasonic wave toward the subject by the drive signal and receives the reflected ultrasonic wave from the subject. The received signal is output. The transmission unit 202 gives a drive signal to the ultrasound probe 22. The reception unit 203 receives the reception signal output from the ultrasound probe 22. The transmission unit 202 gives a drive signal to the ultrasonic probe 22 so that the transmission ultrasonic wave of the plane wave is 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 puncture needle position detection unit 203e obtains puncture needle echo information indicating the angle and position of the puncture needle 24 inserted into the subject from the plane wave reception signal received by the reception unit 203. As a result, the position of the puncture needle can be grasped by transmitting and receiving plane wave ultrasonic waves, and therefore the position of the puncture needle can be grasped while reducing the decrease in the frame rate.
また、本実施の形態によれば、穿刺針位置検出部２０３ｅは、受信部２０３によって受信した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穿刺針エコー情報を得る。その結果、穿刺針の位置を高精度で把握することができる。また、受信信号が途中で途切れたような場合でも精度よく穿刺針の位置を把握することができる。 Further, according to the present embodiment, the puncture needle position detection unit 203e performs Hough transform on the plane wave reception signal received by the reception unit 203, and obtains puncture needle echo information based on the result of the Hough transform. As a result, the position of the puncture needle can be grasped with high accuracy. In addition, the position of the puncture needle can be accurately grasped even when the received signal is interrupted.
また、本実施の形態によれば、穿刺針位置検出部２０３ｅは、受信部２０３によって受信した平面波の受信信号の強度の変化からエッジを抽出する。穿刺針位置検出部２０３ｅは、エッジが抽出された平面波の受信信号をハフ変換する。その結果、より精度よく穿刺針の位置を把握することができるようになる。 Further, according to the present embodiment, puncture needle position detection unit 203e extracts an edge from a change in the intensity of a plane wave reception signal received by reception unit 203. The puncture needle position detection unit 203e performs Hough transform on the plane wave reception signal from which the edge is extracted. As a result, the position of the puncture needle can be grasped with higher accuracy.
また、本実施の形態によれば、穿刺針位置検出部２０３ｅは、受信部２０３によって受信した複数の振動子２２ａのそれぞれの平面波の受信信号を、各振動子２２ａの位置と深度とをｘｙ軸とするｘｙ空間上に展開する。穿刺針位置検出部２０３ｅは、展開されたｘｙ空間上の受信信号をハフ変換する。穿刺針位置検出部２０３ｅは、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空間上の直線から穿刺針エコー情報を得る。その結果、穿刺針の位置を簡便に精度よく把握することができるようになる。 Further, according to the present embodiment, the puncture needle position detection unit 203e receives the plane wave reception signal of each of the plurality of transducers 22a received by the reception unit 203 from the position and depth of each transducer 22a on the xy axis. It expands on the xy space. The puncture needle position detection unit 203e performs Hough transform on the received signal in the developed xy space. The puncture needle position detection unit 203e obtains puncture needle echo information from a straight line in the xy space that is identified from the point with the largest number of votes, which is the number of passages of a plurality of sinusoids obtained by the Hough transform. As a result, the position of the puncture needle can be grasped easily and accurately.
また、本実施の形態によれば、穿刺針位置検出部２０３ｅは、受信部２０３によって受信した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する。穿刺針位置検出部２０３ｅは、検出したエッジの強度に応じて複数の正弦曲線のそれぞれについて投票数の重み付けを行う。その結果、穿刺針の位置をより精度よく把握することができるようになる。 Further, according to the present embodiment, puncture needle position detection unit 203e detects the edge strength from the magnitude of the change in the intensity of the plane wave reception signal received by reception unit 203. The puncture needle position detection unit 203e weights the number of votes for each of a plurality of sinusoids according to the detected edge strength. As a result, the position of the puncture needle can be grasped with higher accuracy.
また、本実施の形態によれば、穿刺針位置検出部２０３ｅは、取得した穿刺針エコー情報から特定される直線と超音波探触子２２との距離から、被検体に挿入された穿刺針２４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。その結果、穿刺針の位置をより高精度に把握することができる。 Further, according to the present embodiment, the puncture needle position detection unit 203e determines the puncture needle 24 inserted into the subject from the distance between the straight line specified from the acquired puncture needle echo information and the ultrasonic probe 22. The puncture access information that specifies the insertion angle and depth is obtained. As a result, the position of the puncture needle can be grasped with higher accuracy.
また、本実施の形態によれば、整相加算部２０３ｄは、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する。制御部２０８は、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。整相加算部２０３ｄは、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する。整相加算部２０３ｄは、設定したずらし量だけ第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う。制御部２０８は、整相加算部２０３ｄによって第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、被検体に挿入された穿刺針２４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。その結果、穿刺針の位置を精度よく可視化することができ、穿刺針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。 Further, according to the present embodiment, the phasing addition unit 203d performs phasing addition on the reception signal obtained from the reflected ultrasonic wave from the subject at the center of the first reception aperture. The control unit 208 generates image data for displaying an ultrasonic image based on the received signal after the phasing addition. The phasing addition unit 203d sets the shift amount of the center of the reception opening based on the puncture access information. The phasing addition unit 203d performs phasing addition at the center of the second reception aperture shifted from the center of the first reception aperture by the set shift amount. The control unit 208 emphasizes a puncture needle image that is an image of the portion of the puncture needle 24 inserted into the subject based on the received signal phased and added at the center of the second reception opening by the phasing addition unit 203d. Puncture needle image data is generated. As a result, the position of the puncture needle can be visualized with high accuracy, and ultrasonic image data in which the position of the puncture needle appears clearly can be generated.
また、本実施の形態によれば、制御部２０８は、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生体組織画像データに穿刺針画像データを合成する。その結果、生体組織画像において穿刺針画像を明瞭に表すことができる。
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。
Further, according to the present embodiment, control unit 208 synthesizes puncture needle image data with biological tissue image data generated based on the received signal phased and added at the center of the first receiving opening. As a result, the puncture needle image can be clearly represented in the biological tissue image.
For example, if an attempt is made to grasp a puncture needle using only biological tissue image data without generating puncture needle image data, the puncture needle does not appear clearly as shown by a broken line portion S1 in FIG. Although it is difficult to visually recognize the image and operate the puncture needle, according to the present embodiment, the puncture needle appears clearly as shown by the broken line portion S2 in FIG. The puncture needle can be accurately operated while visually recognizing the image.
ここで、画像処理部２０４は、音線データに対して対数圧縮を実施した後にダイナミックレンジやゲインの調整を行って音線データの信号の強度を輝度に変換するようにしているが、以下のようにして超音波画像データを生成するようにしてもよい。 Here, the image processing unit 204 performs logarithmic compression on the sound ray data and then adjusts the dynamic range and gain to convert the intensity of the sound ray data signal into luminance. In this way, ultrasonic image data may be generated.
例えば、上述のようにして生成された１フレーム分の受信信号をヒストグラムで表すと、図２１に示されるようになる。すなわち、金属製の穿刺針からの反射超音波から得られる受信信号ＣＥは、被検体の組織からの反射超音波から得られる受信信号ＴＥよりも信号強度が大きい。また、穿刺針からの反射超音波から得られる受信信号の強度の範囲ＳＮも、被検体の組織からの反射超音波から得られる受信信号の強度の範囲ＳＢよりも狭い。 For example, the received signal for one frame generated as described above is represented by a histogram as shown in FIG. That is, the reception signal CE obtained from the reflected ultrasound from the metal puncture needle has a signal intensity greater than the received signal TE obtained from the reflected ultrasound from the tissue of the subject. Also, the received signal intensity range SN obtained from the reflected ultrasound from the puncture needle is narrower than the received signal intensity range SB obtained from the reflected ultrasound from the subject tissue.
そして、穿刺針画像データを構成する音線データに対して、従来のような対数圧縮を実施した場合、強反射体である穿刺針による多重反射が生じ、図２１に示されるように、多重エコーによる受信信号ＭＥが含まれるようになる。その結果、図２２（Ａ）に示すように、穿刺針以外の信号成分が表れてアーチファクトとなる場合がある。 When the logarithmic compression is performed on the sound ray data constituting the puncture needle image data as in the conventional case, multiple reflection is generated by the puncture needle that is a strong reflector, and as shown in FIG. The received signal ME is included. As a result, as shown in FIG. 22A, signal components other than the puncture needle may appear, resulting in artifacts.
そこで、本実施の形態において、生体組織画像データを構成する音線データに対してのみ対数圧縮を実施し、穿刺針画像データを構成する音線データに対しては対数圧縮を行わず、穿刺針で反射した超音波ビームから得られる受信信号の強度を含む所定範囲の信号強度が抽出されるようにダイナミックレンジの設定等を行うように画像処理部２０４を制御して、強度の低い信号成分が低減されるようにしてもよい。このとき、例えば、ダイナミックレンジの設定に代えて、又は、ダイナミックレンジの設定とともに、受信信号の強度が線形的に輝度に変換されるようなＬＵＴ（Look Up Table）を用いるようにしてもよい。その結果、図２２（Ｂ）に示すように、多重反射のアーチファクトが低減された穿刺針画像データを得ることができる。 Therefore, in the present embodiment, logarithmic compression is performed only on the sound ray data constituting the tissue image data, and logarithmic compression is not performed on the sound ray data constituting the puncture needle image data. The image processing unit 204 is controlled so that the dynamic range is set so that the signal intensity within a predetermined range including the intensity of the received signal obtained from the ultrasonic beam reflected by the laser beam is extracted. It may be reduced. At this time, for example, instead of setting the dynamic range, or together with the setting of the dynamic range, an LUT (Look Up Table) in which the intensity of the received signal is linearly converted into luminance may be used. As a result, as shown in FIG. 22B, puncture needle image data with reduced multiple reflection artifacts can be obtained.
すなわち、本実施の形態によれば、画像処理部２０４は、整相加算部２０３ｄ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。画像処理部２０４は、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、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、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。 That is, according to the present embodiment, the image processing unit 204 generates image data by converting the intensity of the received signal phased and added by the phased and added unit 203d into luminance. The image processing unit 204 performs logarithmic compression on the received signal phased and added at the center of the first receiving aperture to generate image data, and converts the received signal to the received signal phased and added at the center of the second receiving aperture. On the other hand, a puncture needle image data is generated by extracting a received signal having a predetermined intensity and converting the intensity of the extracted received signal into luminance.
また、本実施の形態において、穿刺アクセス情報から、穿刺針の挿入角度及び深度が特定されるので、これに基づいて、穿刺針の位置に対応する領域のみ輝度変換が行われるようにマスキング処理を画像処理部２０４により実施するようにしてもよい。その結果、図２２（Ｃ）に示すように、多重反射のアーチファクトや被検体の組織からの反射超音波の受信信号によって表れる画像データがさらに低減された穿刺針画像データを得ることができるようになる。なお、マスキング処理は、受信信号の信号強度から輝度に変換した後に実施してもよく、また、受信信号の信号強度から輝度に変換する前に実施してもよい。 In the present embodiment, the insertion angle and depth of the puncture needle are specified from the puncture access information. Based on this, the masking process is performed so that the luminance conversion is performed only in the region corresponding to the position of the puncture needle. You may make it implement by the image process part 204. FIG. As a result, as shown in FIG. 22C, it is possible to obtain puncture needle image data in which image data represented by multiple reflection artifacts and reception signals of reflected ultrasonic waves from the subject tissue are further reduced. Become. Note that the masking process may be performed after the signal strength of the received signal is converted into luminance, or may be performed before the signal strength of the received signal is converted into luminance.
すなわち、本実施の形態によれば、画像処理部２０４は、穿刺アクセス情報に基づいて、穿刺針画像データを生成する領域を設定する。画像処理部２０４は、設定した領域の穿刺針画像データを第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。 That is, according to the present embodiment, image processing unit 204 sets an area for generating puncture needle image data based on puncture access information. The image processing unit 204 generates puncture needle image data of the set area from a reception signal obtained by performing phasing addition at the center of the second reception opening.
また、本実施の形態によれば、音速算出部２０３ｆは、穿刺針位置検出部２０３ｅによって取得された穿刺針エコー情報に基づいて被検体内における音速を算出する。その結果、例えば、被検体の媒質の特定を行うことができるようになる。 In addition, according to the present embodiment, the sound speed calculation unit 203f calculates the sound speed in the subject based on the puncture needle echo information acquired by the puncture needle position detection unit 203e. As a result, for example, the medium of the subject can be specified.
また、本実施の形態によれば、整相加算部２０３ｄは、音速算出部２０３ｆによって算出された音速に従って受信信号を整相加算する。その結果、被検体の媒質に応じた適切な整相加算を行うことができるので、高精細な超音波画像を取得する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。
Further, according to the present embodiment, the phasing addition unit 203d performs phasing addition of the received signal according to the sound speed calculated by the sound speed calculation unit 203f. As a result, an appropriate phasing addition according to the medium of the subject can be performed, so that a high-definition ultrasonic image can be acquired.
For example, when phasing addition is performed assuming that the sound speed (for example, 1540 m / s) different from the sound speed (for example, 1472 m / s) of the subject medium is assumed to be the sound speed of the subject medium, FIG. As shown in A) and FIG. 24A, the azimuth resolution of the reflectors U 1 , V 1 , X 1 , Y 1 , Z 1 in the subject is low. Further, as shown in the middle W 1 FIG 23 (A), is not good graininess speckle. Then, as indicated by α 1 in FIG. 24A, an ultrasonic image having a lot of noise in a so-called non-echo portion and inferior in clarity is acquired. On the other hand, when the phasing addition corresponding to the sound speed of the medium of the subject or the sound speed approximate to this (for example, 1475 m / s) is performed as in the present embodiment, FIG. As shown in FIG. 24B, the azimuth resolution of the reflectors U 2 , V 2 , X 2 , Y 2 , and Z 2 in the subject is improved. Further, as shown in the middle W 2 Fig 23 (B), the graininess of the speckle is improved. Then, as shown in 2 of α FIG. 24 (B), noise is suppressed in the so-called anechoic part, high-definition ultrasound image is acquired.
また、本実施の形態によれば、送信部２０２は、超音波探触子２２の端部から平面波の送信超音波が出力されるように超音波探触子に駆動信号を与える。その結果、穿刺針を素早く検出することができる。 Further, according to the present embodiment, the transmission unit 202 gives a drive signal to the ultrasonic probe so that a plane wave transmission ultrasonic wave is output from the end of the ultrasonic probe 22. As a result, the puncture needle can be detected quickly.
また、本実施の形態によれば、送信部２０２は、超音波探触子２２の方位方向の両端部から平面波の送信超音波が出力されるように超音波探触子２２に駆動信号を与える。その結果、穿刺針が超音波探触子の何れの方向から被検体に挿入されても素早く穿刺針を検出することができる。 Further, according to the present embodiment, the transmission unit 202 gives a drive signal to the ultrasound probe 22 so that plane-wave transmission ultrasound is output from both ends in the azimuth direction of the ultrasound probe 22. . As a result, even if the puncture needle is inserted into the subject from any direction of the ultrasonic probe, the puncture needle can be detected quickly.
また、本実施の形態によれば、送信部２０２は、超音波探触子２２から出力される平面波の送信超音波が超音波探触子２２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超音波探触子２２に駆動信号を与える。その結果、穿刺針から反射する平面波の送信超音波を超音波探触子にて多く受信することができるので、穿刺針の位置をより精度よく把握することができるようになる。 In addition, according to the present embodiment, the transmission unit 202 has a plane wave transmission ultrasonic wave output from the ultrasonic probe 22 outside the ultrasonic probe 22 and at a predetermined angle with respect to the depth direction. A drive signal is given to the ultrasonic probe 22 so that it becomes. As a result, a lot of plane wave transmission ultrasonic waves reflected from the puncture needle can be received by the ultrasonic probe, so that the position of the puncture needle can be grasped more accurately.
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。また、これらを生成しない構成であってもよい。 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. Moreover, the structure which does not produce | generate these may be sufficient.
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 (16)
前記送信部は、穿刺針探索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穿刺針探索用ビーム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第１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第１の受信信号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穿刺針位置検出部を有し、
前記送信部は、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、
前記受信部は、前記超音波探触子から出力された前記スキャン用ビームが前記被検体の生体組織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第２の受信信号を前記超音波探触子から受信し、
前記画像生成部は、前記第２の受信信号に基づいて穿刺針画像データを生成し、前記第２の受信信号に基づいて生体組織画像データを生成し、前記穿刺針画像データと前記生体組織画像データを合成して合成画像データを生成し、
前記画像生成部は、前記穿刺アクセス情報に基づいて、前記穿刺針の位置に対応する領域とその他の領域において異なる信号処理を行い、前記穿刺針画像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。 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, and is driven by the ultrasonic probe A transmission unit that provides a signal; a reception unit that receives a reception signal output from the ultrasound probe; and an image generation unit that generates image data based on the reception signal received by the reception unit. In an ultrasonic diagnostic imaging apparatus that displays an ultrasonic image based on the image data,
The transmitting unit gives a first drive signal to the ultrasound probe so that a puncture needle search beam is output from the ultrasound probe,
The reception unit is obtained when the ultrasonic probe receives reflected ultrasonic waves reflected by the puncture needle inserted into the subject with the puncture needle search beam output from the ultrasonic probe. Receiving a first received signal from the ultrasonic probe,
A puncture needle position detection unit that obtains puncture access information that specifies the insertion angle and depth of the puncture needle inserted into the subject from the first reception signal received by the reception unit;
The transmitting unit gives a second drive signal to the ultrasonic probe so that a scanning beam is output from the ultrasonic probe;
The reception unit receives a reflected ultrasonic wave obtained by the ultrasonic probe receiving the reflected ultrasonic wave reflected by the biological tissue of the subject, and is received by the ultrasonic probe. Receiving a signal from the ultrasound probe;
The image generation unit generates puncture needle image data based on the second reception signal, generates biological tissue image data based on the second reception signal, and the puncture needle image data and the biological tissue image Combine the data to generate composite image data,
The image generation unit performs different signal processing in an area corresponding to the position of the puncture needle and other areas based on the puncture access information, and generates the puncture needle image data. Diagnostic device.
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、前記穿刺アクセス情報を得ることを特徴とする請求項１〜３の何れか一項に記載の超音波画像診断装置。 The puncture needle position detection unit performs Hough transform on the first reception signal received by the reception unit, and acquires puncture needle echo information based on the result of the Hough transform,
The ultrasonic wave according to any one of claims 1 to 3, wherein the puncture access information is obtained from a distance between a straight line specified from the acquired puncture needle echo information and the ultrasonic probe. Diagnostic imaging device.
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第１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４又は５に記載の超音波画像診断装置。 The ultrasonic probe includes a plurality of transducers, and outputs transmission ultrasonic waves by the plurality of transducers.
The puncture needle position detection unit develops the first reception signal of each of the plurality of transducers received by the reception unit in an xy space with the position and depth of each transducer as an xy axis, The received signal in the expanded xy space is subjected to a Hough transform, and the puncture is performed from a straight line in the xy space that is specified from a point having the largest number of votes, which is the number of passages of a plurality of sinusoids obtained by the Hough transform. 6. The ultrasonic diagnostic imaging apparatus according to claim 4, wherein needle echo information is obtained.
前記画像生成部は、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ことを特徴とする請求項１〜７の何れか一項に記載の超音波画像診断装置。 A phasing addition unit for phasing and adding a reception signal obtained from the reflected ultrasound from the subject,
The ultrasound according to any one of claims 1 to 7, wherein the image generation unit generates image data for displaying an ultrasound image based on the received signal after the phasing addition. Diagnostic imaging device.
前記送信部は、前記超音波探触子の方位方向の両端部から穿刺針探索用ビームが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穿刺針探索用ビーム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を備え、
前記送信部は、超音波の集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の駆動信号を与える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, and is driven by the ultrasonic probe An ultrasonic image comprising: a transmission unit that provides a signal; and a reception unit that receives a reception signal output from the ultrasonic probe, and displays an ultrasonic image based on the reception signal received by the reception unit In the diagnostic device,
The transmitting unit gives a first drive signal to the ultrasonic probe so that a puncture needle search beam is output from both ends in the azimuth direction of the ultrasonic probe,
The reception unit is obtained when the ultrasonic probe receives reflected ultrasonic waves reflected by the puncture needle inserted into the subject with the puncture needle search beam output from the ultrasonic probe. Received signal from the ultrasonic probe,
A puncture needle position detector that obtains puncture needle echo information indicating the angle and position of the puncture needle inserted into the subject from the received signal received by the receiver ;
The ultrasonic image is characterized in that the transmission unit gives a second drive signal to the ultrasonic probe so that a scanning beam for ultrasonic focusing is output from the ultrasonic probe. Diagnostic device.
前記送信部は、前記超音波探触子から出力される穿刺針探索用ビームが前記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穿刺針探索用ビーム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を備え、
前記送信部は、超音波の集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の駆動信号を与える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, and is driven by the ultrasonic probe An ultrasonic image comprising: a transmission unit that provides a signal; and a reception unit that receives a reception signal output from the ultrasonic probe, and displays an ultrasonic image based on the reception signal received by the reception unit In the diagnostic device,
The transmitter transmits the puncture needle search beam output from the ultrasound probe to the ultrasound probe so that the beam is outside the ultrasound probe and has a predetermined angle with respect to the depth direction. Providing a first drive signal;
The reception unit is obtained when the ultrasonic probe receives reflected ultrasonic waves reflected by the puncture needle inserted into the subject with the puncture needle search beam output from the ultrasonic probe. Received signal from the ultrasonic probe,
A puncture needle position detector that obtains puncture needle echo information indicating the angle and position of the puncture needle inserted into the subject from the received signal received by the receiver ;
The ultrasonic image is characterized in that the transmission unit gives a second drive signal to the ultrasonic probe so that a scanning beam for ultrasonic focusing is output from the ultrasonic probe. Diagnostic device.
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