WO2015029499A1 - 超音波診断装置および超音波画像生成方法 - Google Patents

超音波診断装置および超音波画像生成方法 Download PDF

Info

Publication number
WO2015029499A1
WO2015029499A1 PCT/JP2014/062064 JP2014062064W WO2015029499A1 WO 2015029499 A1 WO2015029499 A1 WO 2015029499A1 JP 2014062064 W JP2014062064 W JP 2014062064W WO 2015029499 A1 WO2015029499 A1 WO 2015029499A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
needle
needle tip
image
unit
ultrasonic
Prior art date
Application number
PCT/JP2014/062064
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
公人 勝山
Original Assignee
富士フイルム株式会社
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by 富士フイルム株式会社 filed Critical 富士フイルム株式会社
Priority to CN201480047268.9A priority Critical patent/CN105491955B/zh
Publication of WO2015029499A1 publication Critical patent/WO2015029499A1/ja
Priority to US15/055,143 priority patent/US20160174932A1/en
Priority to US17/681,492 priority patent/US20220175343A1/en

Links

Images

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/08—Detecting organic movements or changes, e.g. tumours, cysts, swellings
    • A61B8/0833—Detecting organic movements or changes, e.g. tumours, cysts, swellings involving detecting or locating foreign bodies or organic structures
    • A61B8/0841—Detecting organic movements or changes, e.g. tumours, cysts, swellings involving detecting or locating foreign bodies or organic structures for locating instruments
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/13—Tomography
    • A61B8/14—Echo-tomography
    • A61B8/145—Echo-tomography characterised by scanning multiple planes
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/44—Constructional features of the ultrasonic, sonic or infrasonic diagnostic device
    • A61B8/4483—Constructional features of the ultrasonic, sonic or infrasonic diagnostic device characterised by features of the ultrasound transducer
    • A61B8/4488—Constructional features of the ultrasonic, sonic or infrasonic diagnostic device characterised by features of the ultrasound transducer the transducer being a phased array
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/46—Ultrasonic, sonic or infrasonic diagnostic devices with special arrangements for interfacing with the operator or the patient
    • A61B8/461—Displaying means of special interest
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/52—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/5207—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves involving processing of raw data to produce diagnostic data, e.g. for generating an image
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/52—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/5215—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves involving processing of medical diagnostic data
    • A61B8/5223—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves involving processing of medical diagnostic data for extracting a diagnostic or physiological parameter from medical diagnostic data
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01S—RADIO DIRECTION-FINDING; RADIO NAVIGATION; DETERMINING DISTANCE OR VELOCITY BY USE OF RADIO WAVES; LOCATING OR PRESENCE-DETECTING BY USE OF THE REFLECTION OR RERADIATION OF RADIO WAVES; ANALOGOUS ARRANGEMENTS USING OTHER WAVES
    • G01S15/00—Systems using the reflection or reradiation of acoustic waves, e.g. sonar systems
    • G01S15/88—Sonar systems specially adapted for specific applications
    • G01S15/89—Sonar systems specially adapted for specific applications for mapping or imaging
    • G01S15/8906—Short-range imaging systems; Acoustic microscope systems using pulse-echo techniques
    • G01S15/8909—Short-range imaging systems; Acoustic microscope systems using pulse-echo techniques using a static transducer configuration
    • G01S15/8915—Short-range imaging systems; Acoustic microscope systems using pulse-echo techniques using a static transducer configuration using a transducer array
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01S—RADIO DIRECTION-FINDING; RADIO NAVIGATION; DETERMINING DISTANCE OR VELOCITY BY USE OF RADIO WAVES; LOCATING OR PRESENCE-DETECTING BY USE OF THE REFLECTION OR RERADIATION OF RADIO WAVES; ANALOGOUS ARRANGEMENTS USING OTHER WAVES
    • G01S7/00—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00
    • G01S7/52—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00 of systems according to group G01S15/00
    • G01S7/52017—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00 of systems according to group G01S15/00 particularly adapted to short-range imaging
    • G01S7/52023—Details of receivers
    • G01S7/52036—Details of receivers using analysis of echo signal for target characterisation
    • G—PHYSICS
    • G16—INFORMATION AND COMMUNICATION TECHNOLOGY [ICT] SPECIALLY ADAPTED FOR SPECIFIC APPLICATION FIELDS
    • G16H—HEALTHCARE INFORMATICS, i.e. INFORMATION AND COMMUNICATION TECHNOLOGY [ICT] SPECIALLY ADAPTED FOR THE HANDLING OR PROCESSING OF MEDICAL OR HEALTHCARE DATA
    • G16H50/00—ICT specially adapted for medical diagnosis, medical simulation or medical data mining; ICT specially adapted for detecting, monitoring or modelling epidemics or pandemics
    • G16H50/30—ICT specially adapted for medical diagnosis, medical simulation or medical data mining; ICT specially adapted for detecting, monitoring or modelling epidemics or pandemics for calculating health indices; for individual health risk assessment
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B17/00—Surgical instruments, devices or methods, e.g. tourniquets
    • A61B17/34—Trocars; Puncturing needles
    • A61B17/3403—Needle locating or guiding means
    • A61B2017/3413—Needle locating or guiding means guided by ultrasound
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B90/00—Instruments, implements or accessories specially adapted for surgery or diagnosis and not covered by any of the groups A61B1/00 - A61B50/00, e.g. for luxation treatment or for protecting wound edges
    • A61B90/36—Image-producing devices or illumination devices not otherwise provided for
    • A61B90/37—Surgical systems with images on a monitor during operation
    • A61B2090/378—Surgical systems with images on a monitor during operation using ultrasound
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/46—Ultrasonic, sonic or infrasonic diagnostic devices with special arrangements for interfacing with the operator or the patient
    • A61B8/461—Displaying means of special interest
    • A61B8/466—Displaying means of special interest adapted to display 3D data
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M25/00—Catheters; Hollow probes
    • A61M25/01—Introducing, guiding, advancing, emplacing or holding catheters
    • A61M25/0105—Steering means as part of the catheter or advancing means; Markers for positioning

Definitions

  • the present invention relates to an ultrasonic diagnostic apparatus and an ultrasonic image generation method, and in particular, by drawing a needle tip of a needle punctured on a subject in an ultrasonic image, the positional relationship between the needle direction and a target tissue and the needle
  • the present invention relates to an ultrasonic diagnostic apparatus for visualizing a positional relationship between a tip and a target tissue.
  • this type of ultrasonic diagnostic apparatus has an ultrasonic probe with an ultrasonic probe and an apparatus main body connected to the ultrasonic probe, and the ultrasonic probe is directed toward the subject.
  • An ultrasonic image is generated by transmitting an ultrasonic wave, receiving an ultrasonic echo from the subject with an ultrasonic probe, and electrically processing the received signal with the apparatus main body.
  • the needle punctured by the subject is depicted in an ultrasonic image
  • the needle punctured at a predetermined angle with respect to the skin surface of the subject is an ultrasonic probe as shown in FIG. Since it is inclined with respect to the ultrasonic transmission / reception surface, when an ultrasonic beam is transmitted from the transmission / reception opening toward the target tissue, the specular reflection wave from the needle may come off the reception opening. In that case, it is known that the reception aperture cannot receive a reflected wave from the needle and cannot draw a needle image. In addition, since the specular reflection is not perfect reflection at the needle tip, a slight reflection returns to the receiving aperture, but the received signal strength is low, and it is difficult to visualize it to a visible level. On the other hand, as shown in FIG.
  • a measure is taken to receive the reflected wave from the needle by tilting the ultrasonic beam so as to be perpendicular to the needle.
  • the depth of the image drawn by tilting the ultrasonic beam is limited, even if the needle can be drawn, the needle tip and the target tissue cannot be drawn. I don't know the positional relationship.
  • Patent Document 1 focuses on the fact that the reflected signal from the needle tip portion has less high-frequency components than the reflected signal other than the needle tip portion, and takes a difference between the low-frequency band image and the high-frequency band image.
  • an ultrasonic image in which the position of the needle tip portion can be easily visually recognized is generated by superimposing the image on the high frequency band obtained by taking the difference focusing on the substantial portion and the image on a different high frequency band.
  • Patent Document 2 captures a reflected wave from a puncture needle by scanning a plurality of times while changing the transmission direction of the ultrasonic wave, generates an ultrasonic image with improved visibility of the puncture needle, and changes the transmission direction. Furthermore, by generating a needle image based on these multiple ultrasound images and a normal tissue image, and synthesizing the normal tissue image and the needle image, the visibility of both the living tissue and the puncture needle is improved in the display image. I am letting.
  • Patent Document 1 the difference in frequency between the reflected signal from the needle tip portion and the reflected signal other than the needle tip portion is slight, and a similar frequency is also obtained depending on isolated point-like reflection and reflection conditions other than the needle tip portion. It is difficult to depict only the needle tip.
  • Patent Document 2 although scanning is performed in a plurality of directions to generate a plurality of needle images, the point of drawing the needle tip is not described.
  • An object of the present invention is to provide an ultrasonic diagnostic apparatus and an ultrasonic wave that specify the position of a needle tip existing in a deep part of a subject and depict the needle tip in a tissue image in ultrasonic diagnosis involving needle puncture to the subject. It is to provide an image generation method.
  • the present invention provides an ultrasonic diagnostic apparatus that transmits ultrasonic waves from an ultrasonic probe toward a subject and generates an ultrasonic image based on the received data obtained.
  • a tissue image generation unit that transmits a transmission wave in the normal direction of the ultrasonic transmission / reception surface of the ultrasonic probe, receives a reception wave from the normal direction of the subject, and generates a tissue image of the subject; Steering at least one of the transmitted wave and the received wave to generate needle information of the needle punctured on the subject, and estimating the direction of the needle based on the needle information generated by the needle information generating unit
  • the needle information generation unit generates a plurality of pieces of needle information with different steer directions by switching a steer direction for steering at least one of the transmission wave and the reception wave, and the needle direction estimation unit has a plurality of pieces of needle information with different steer directions. It is preferable to estimate the needle direction based on Moreover, it is preferable that the needle information generated in the needle information generation unit is needle image data.
  • the needle direction estimation unit can estimate the needle direction by Hough transform (Hough transform).
  • the search area setting unit sets a search area that spreads with a predetermined width on both sides of the needle direction estimated by the needle direction estimation unit.
  • the needle point search unit searches the point where the luminance value is maximum in the search area as the needle point.
  • the needle tip search unit may be provided with a needle tip pattern, and search for a point having the maximum correlation with the needle tip pattern in the search region as the needle tip.
  • the needle tip rendering unit renders a point image of a predetermined size at the position of the needle tip.
  • the needle tip drawing unit preferably draws a frame within a predetermined range from the position of the needle tip, and may change the luminance value or color of the tissue image inside or outside the frame, and may change the inside or outside of the frame.
  • a translucent mask may be applied to the tissue image.
  • the needle tip search unit compares the tissue image before the needle tip movement with the tissue image after the needle tip movement, The needle tip may be searched based on the change in the image.
  • the present invention also provides an ultrasonic image generation method for transmitting an ultrasonic wave from an ultrasonic probe toward a subject and generating an ultrasonic image based on the received data obtained.
  • a transmission wave is transmitted in the normal direction of the ultrasonic transmission / reception surface of the child, a reception wave from the normal direction of the subject is received to generate a tissue image of the subject, and at least one of the transmission wave and the reception wave is steered.
  • an ultrasonic image generation method characterized by searching for a needle tip in a searched area and drawing the needle tip on a tissue image based on the searched needle tip.
  • the position of the needle tip existing in the deep part of the subject is specified, and the needle tip is depicted in the tissue image, so that the positional relationship between the needle direction and the target tissue in the tissue image and The positional relationship between the needle tip and the target tissue can be visualized.
  • FIG. 1 is a block diagram illustrating an overall configuration of an ultrasonic diagnostic apparatus according to an embodiment of the present invention.
  • 2 is a flowchart showing the operation of the ultrasonic diagnostic apparatus in FIG. 1.
  • A) is an explanatory view for explaining the scanning line V_i in the normal direction and the scanning line H_i in the steering direction in the ultrasonic diagnostic apparatus of FIG. 1, and (B) corresponds to the scanning line V_i in the normal direction.
  • (C) is an explanatory diagram of a needle image corresponding to the scanning line H_i in the steer direction. It is an example of the structure
  • FIG. 5 is an example of a tissue image depicting a search region F set based on a needle direction L in the tissue image shown in FIG. 4.
  • 6 is an extracted enlarged image of a region W shown in FIG. It is an example at the time of drawing the needlepoint N which is a point image in FIG. It is an example at the time of drawing the needle tip N, the needle tip area
  • FIG. 9 is an example when a translucent mask is put on the inside or outside of the needle tip region NF in the tissue image of FIG. 8.
  • FIG. 2 is an explanatory diagram when the transmission focus process is performed in the normal direction and the reception focus process is performed in the needle direction in the ultrasonic diagnostic apparatus of FIG. 1. It is explanatory drawing in the case of selecting the needle image for estimating a needle direction from the several needle images from which a steering direction differs. It is a schematic diagram which shows an example of a needle tip pattern. It is explanatory drawing in the case of searching a needle tip based on a needle tip pattern.
  • (A) is an example of a tissue image taken before the needle tip is moved when a plurality of tissue images are taken along with the movement of the needle tip, and (B) is taken after the needle tip is moved. It is an example of a structure
  • (A) is a view showing that the regular reflection of the needle by the ultrasonic beam in the normal direction deviates from the receiving opening in the subject punctured with the needle, and (B) is in the subject punctured with the needle. It is a figure which shows that the ultrasonic echo based on the reflection by a needle
  • FIG. 1 is a block diagram showing the overall configuration of an ultrasonic diagnostic apparatus according to an embodiment of the present invention.
  • the ultrasonic diagnostic apparatus has an ultrasonic probe 1, and a transmission circuit 2 and a reception circuit 3 are connected to the ultrasonic probe 1.
  • a tissue image generation unit 4 and a needle image generation unit 5 are connected in parallel to the reception circuit 3
  • a needle tip rendering unit 9 is connected to the tissue image generation unit 4
  • a display control unit 10 is further connected to the needle tip rendering unit 9.
  • the display unit 11 is connected via
  • a needle direction estimation unit 6 is connected to the needle image generation unit 5, and a needle point search unit 8 is connected to the needle direction estimation unit 6 via a search region setting unit 7. It is connected to the first drawing unit 9.
  • the search area setting unit 7 is connected to the tissue image generation unit 4. Control is performed by the transmission circuit 2, the reception circuit 3, the tissue image generation unit 4, the needle image generation unit 5, the needle tip rendering unit 9, the needle direction estimation unit 6, the search region setting unit 7, the needle tip search unit 8, and the display control unit 10.
  • the operation unit 13 and the storage unit 14 are connected to the control unit 12.
  • the tissue image generation unit 4 includes a phasing addition unit 15A, a detection processing unit 16A, a DSC (Digital Scan Converter) 17A, an image processing unit 18A, and an image memory connected to the DSC 17A, which are sequentially connected from the reception circuit 3. 19A.
  • a phasing addition unit 15A a detection processing unit 16A
  • a DSC (Digital Scan Converter) 17A a DSC (Digital Scan Converter) 17A
  • an image processing unit 18A an image memory connected to the DSC 17A, which are sequentially connected from the reception circuit 3. 19A.
  • the needle image generation unit 5 is also connected sequentially from the receiving circuit 3, the phasing addition unit 15B, the detection processing unit 16B, the DSC (Digital Scan Converter) 17B, the image processing unit 18B, and the image memory connected to the DSC 17B. 19B.
  • the phasing addition unit 15B the detection processing unit 16B
  • the DSC (Digital Scan Converter) 17B the image processing unit 18B
  • the image memory connected to the DSC 17B. 19B.
  • the ultrasonic probe 1 is composed of a plurality of elements arranged in a one-dimensional or two-dimensional array, and transmits an ultrasonic beam (transmission wave) based on a transmission signal supplied from the transmission circuit 2.
  • An ultrasonic echo (received wave) from the subject is received and a received signal is output.
  • a piezoelectric ceramic represented by PZT lead zirconate titanate
  • a polymer piezoelectric element represented by PVDF polyvinylidene fluoride
  • PMN-PT It is constituted by a vibrator in which electrodes are formed at both ends of a piezoelectric body made of a piezoelectric single crystal or the like typified by magnesium niobate / lead titanate solid solution.
  • a pulsed or continuous wave transmission signal voltage is applied to the electrodes of such a transducer, the piezoelectric material expands and contracts, and pulse or continuous wave ultrasonic waves are generated from the respective transducers.
  • An ultrasonic beam is formed by combining the above.
  • each transducer generates an electric signal by expanding and contracting by receiving propagating ultrasonic waves, and these electric signals are output as ultrasonic reception signals.
  • the transmission circuit 2 includes, for example, a plurality of pulsars, and ultrasonic waves transmitted from a plurality of elements of the ultrasonic probe 1 based on a transmission delay pattern selected according to a control signal from the control unit 12. Performs transmission focus processing so as to form an ultrasonic beam, adjusts the delay amount of each transmission signal, and supplies it to a plurality of elements. Further, by adjusting the delay amount of each transmission signal in the transmission circuit 2, the ultrasonic beam from the ultrasonic probe 1 can be steered at a predetermined angle with respect to the normal direction of the ultrasonic transmission / reception surface.
  • the reception circuit 3 amplifies analog reception signals output from a plurality of elements of the ultrasound probe 1 and performs A / D conversion, and generates tissue images as digital reception signals based on instructions from the control unit 12. Output to both the phasing addition unit 15A of the unit 4 or the phasing addition unit 15B of the needle image generation unit 5, or the phasing addition unit 15B of the tissue image generation unit 4 and the phasing addition unit 15B of the needle image generation unit 5. To do.
  • the phasing addition unit 15A of the tissue image generation unit 4 acquires a digital reception signal from the reception circuit 3 based on an instruction from the control unit 12, and each reception signal based on a reception delay pattern from the control unit 12
  • the reception focus processing is performed by adding the respective delays to and adding. By this reception focus processing, reception data (sound ray signal) based on ultrasonic echoes from the target tissue is generated.
  • the detection processing unit 16A corrects attenuation by distance according to the depth of the reflection position of the ultrasonic wave on the received data, and then performs envelope detection processing to obtain tomographic image information about the tissue in the subject.
  • a B-mode image signal is generated.
  • the DSC 17A converts (raster conversion) the B-mode image signal generated by the detection processing unit 16 into an image signal according to a normal television signal scanning method. Note that, by converting the B-mode image signal by the DSC 17A, the positional relationship and distance corresponding to the actual tissue of the subject can be grasped on the B-mode image.
  • the image processing unit 18A generates a B-mode image signal of a tissue image by performing various necessary image processing such as gradation processing on the B-mode image signal input from the DSC 17A.
  • the phasing addition unit 15B of the needle image generation unit 5 acquires a digital reception signal from the reception circuit 3 based on an instruction from the control unit 12, and based on a reception delay pattern from the control unit 12, The reception focus process is performed by adding the respective delays to the reception signal.
  • the phasing addition unit 15B adjusts the delay amount of each reception signal, and steers the reception data (sound ray signal) based on the ultrasonic echo from the needle, steered by a predetermined angle with respect to the normal direction of the ultrasonic transmission / reception surface. Generate.
  • the detection processing unit 16B performs the envelope detection processing after correcting the attenuation by the distance according to the depth of the reflection position of the ultrasonic wave on the received data.
  • a B-mode image signal that is tomographic image information related to the tissue in the subject is generated.
  • the DSC 17B converts the B-mode image signal generated by the detection processing unit 16 into an image signal (raster conversion) in accordance with a normal television signal scanning method, as in the DSC 17A. Note that by converting the B-mode image signal by the DSC 17B, it is possible to grasp the positional relationship and distance corresponding to the actual tissue of the subject on the B-mode image.
  • the image processing unit 18B generates a B-mode image signal of the needle image from the B-mode image signal input from the DSC 17B.
  • the needle direction estimation unit 6 estimates the needle direction indicating the direction in which the needle punctured in the subject exists from the B-mode image signal of the needle image output from the image processing unit 18B, and indicates the position in the needle direction. Generate needle direction information.
  • the search area setting unit 7 acquires needle direction information from the needle direction estimation unit 6, acquires a B-mode image signal of the tissue image from the image processing unit 18A of the tissue image generation unit 4, and acquires needle direction information on the tissue image.
  • the needle direction based on the image is drawn, and a search area for searching for the needle tip is set based on the needle direction on the tissue image.
  • the search area may be an area that spreads with a predetermined width on both sides in the needle direction.
  • the needle tip search unit 8 searches for the needle tip in the search region set by the search region setting unit 7 in the tissue image in which the needle direction and the search region are set, and generates needle tip position information.
  • the needle tip depiction unit 9 acquires the position information of the needle tip from the needle tip search unit 8, acquires the B-mode image signal of the tissue image from the image processing unit 18A of the tissue image generation unit 4, and displays it on the tissue image. Draw the needle tip.
  • the needle tip drawing unit 9 not only draws the needle tip on the tissue image, but may draw the needle direction from the needle tip to the needle root based on the needle direction information, for example. Based on this, the search area may be drawn.
  • the display control unit 10 acquires a B-mode image signal of the tissue image in which the needle tip is drawn in the needle tip drawing unit 9 and causes the display unit 11 to display the tissue image in which the needle tip is drawn.
  • the display unit 11 includes a display device such as an LCD, for example, and displays a tissue image that is an ultrasound image under the control of the display control unit 10.
  • the control unit 12 controls each unit based on an instruction input from the operation unit by the operator. Further, as described above, the control unit 12 selects and outputs a transmission delay pattern for the transmission circuit 2 and selects and outputs a reception delay pattern for the reception circuit 3, and also performs a phasing addition unit 15A of the tissue image generation unit 4. Instruction for envelope detection processing for phasing addition and attenuation correction based on the reception delay pattern and transmission delay pattern is issued to the phasing addition unit 15B and the detection processing unit 16B of the needle image generation unit 5 and the detection processing unit 16A. .
  • the operation unit 13 is for an operator to perform an input operation, and can be formed from a keyboard, a mouse, a trackball, a touch panel, and the like.
  • the storage unit 14 also includes various information input from the operation unit 13, information based on the above-described transmission delay pattern and reception delay pattern, the sound speed of the examination target region of the subject, the focal position of the ultrasonic beam, the ultrasonic probe, and the like. Stores information related to the transmission aperture and reception aperture of the touch panel 1 and operation programs necessary for controlling each part. Recording medium such as a hard disk, flexible disk, MO, MT, RAM, CD-ROM, DVD-ROM Can be used.
  • FIG. 2 is a flowchart showing the operation of the embodiment.
  • i is the arrangement order of the scanning lines of the ultrasonic probe 1, and the ultrasonic probe 1 acquires a reception signal corresponding to each scanning line.
  • step S2 in response to the scanning line V_1 in the normal direction, the ultrasonic probe 1 transmits an ultrasonic beam in the normal direction of the ultrasonic transmission / reception surface S toward the target tissue T, An ultrasonic echo from the normal direction of the ultrasonic transmission / reception surface S is received, a reception signal corresponding to the scanning line V_1 in the normal direction is acquired, and the tissue image generation unit 4 as shown in FIG. A tissue image corresponding to the normal direction scanning line V_1 is generated and stored in the image memory 19A.
  • the steering direction is steered by a predetermined angle ⁇ with respect to the normal direction of the ultrasonic transmission / reception surface S toward the needle direction.
  • an ultrasonic beam is transmitted, an ultrasonic echo is received from the steer direction, a received signal corresponding to the scan line H_1 in the steer direction is acquired, and the needle image generation unit 5 as shown in FIG.
  • a needle image corresponding to the steer direction scanning line H_1 is generated and stored in the image memory 19B.
  • the predetermined angle ⁇ may be a fixed value set in advance, may be acquired from an instrument (not shown) for obtaining an angle formed by the normal direction of the probe and the puncture angle, or may be transmitted / received in a plurality of directions in advance.
  • the direction in which a strong signal is returned after returning may be set as a predetermined angle.
  • the B-mode image signal of the tissue image corresponding to the first normal direction scanning line V_1 and the B-mode image signal of the needle image corresponding to the first steer direction scanning line H_1 are respectively stored in the image memory.
  • i incremented by 1, that is, moved to the second scanning line, and steps S2 to S4 are repeated again to correspond to the corresponding tissue image and A B-mode image signal of the needle image is generated.
  • the needle direction estimation unit 6 estimates the needle direction L based on a B-mode image signal obtained by performing scan processing on the needle image stored in the image memory 19B and performing image processing.
  • the direction of the needle is estimated by, for example, calculating the luminance distribution of the entire needle image or a predetermined area that is assumed to include the needle, and detecting a straight line in the entire needle image or the predetermined area by Hough transform (Hough transform) or the like. This is performed by setting the needle direction and using the needle direction position information as the needle direction information.
  • Hough transform Hough transform
  • each pixel may be converted into a curve in the ⁇ coordinate system and multiplied by a luminance value as a weighting factor. This method facilitates detection of a high-brightness straight line such as a needle.
  • the needle direction information of the needle direction L estimated by the needle direction estimation unit 6 is output to the search region setting unit 7.
  • step S7 the search region setting unit 7 outputs a B-mode image signal obtained by performing scan processing on the tissue image stored in the image memory 19B and performing image processing from the needle direction estimation unit 6. Based on the obtained needle direction information, signals in the needle direction L are superimposed, and a search area F extending with a predetermined width r from the needle direction L of the tissue image to both sides thereof is set as shown in FIG.
  • the B-mode image signal of the tissue image in which the needle direction L and the search area F are set is output to the needle tip search unit 8.
  • the predetermined width r may be set to 3 to 5 times the width of the needle based on the width of the needle punctured into the living body.
  • the needle point search unit 8 calculates the luminance distribution of the tissue image, and the highest luminance point B is set as the needle point in the search area F as shown in FIG.
  • the needle tip search unit 8 is provided with a needle tip pattern such as a needle tip image in advance, takes a correlation with the needle tip pattern in the tissue image in the search region F, and uses the point where the correlation is maximum as the needle tip. Good.
  • the needle tip position information searched by the needle tip search unit 8 is output to the needle tip drawing unit 9.
  • the needle tip search unit 8 may output needle direction information and search region information together with the needle tip position information.
  • step S9 the needle tip drawing unit 9 draws a needle tip N composed of a point image of a predetermined size on the tissue image based on the position information of the needle tip searched by the needle tip searching unit 8.
  • the B-mode image signal of the tissue image in which the needle tip is drawn is output to the display control unit 10 and is displayed on the display unit 11 as a tissue image in which the needle tip is drawn.
  • the needle tip rendering unit 9 can employ not only the needle tip N in the tissue image but also various display methods that make the needle tip clear in the tissue image. For example, as shown in FIG. 8, a circular frame indicating the needle tip area NF extending from the needle tip position by a predetermined radius may be displayed, and the search area F is displayed based on the information of the search area described above. Alternatively, based on the needle direction L, the needle body NB in which the needle direction L is depicted from the needle tip N or the needle tip N and the root portion in the needle direction L are connected by a straight line may be depicted. Further, as shown in FIG. 9, the needle tip rendering unit 8 may change the luminance value or color of the tissue image inside or outside the needle tip region NF surrounded by a circular frame.
  • a translucent mask may be applied to the tissue image inside or outside the needle tip region NF surrounded by a circular frame.
  • a frame having a predetermined shape such as a rectangular frame or a rhombus frame centered on the position of the needle tip may be displayed.
  • the needle tip By drawing the needle tip in the tissue image and emphasizing the needle tip as described above, the needle tip can be easily visually recognized in the tissue image, the positional relationship between the needle direction and the target tissue, the needle tip and the target tissue, etc. Can be clearly grasped.
  • Modification 1 In the ultrasonic diagnostic apparatus according to the above-described embodiment, when generating a needle image, the ultrasonic beam is steered at a predetermined angle toward the needle direction, transmission focus processing is performed, and the ultrasonic echo is directed toward the needle direction. However, as shown in FIG. 11, for example, ultrasonic waves are transmitted toward a predetermined focus in the normal direction of the ultrasonic wave receiving surface. Focus processing is performed to receive the ultrasonic echo from the target tissue in the normal direction of the ultrasonic transmission / reception surface to generate a tissue image, and to the ultrasonic echo from the needle in the R direction indicated by the dotted arrow A needle image can also be generated by receiving focus processing. According to the reception focus process of the first modification, in addition to the effect of the above-described embodiment, a tissue image and a needle image can be generated simultaneously by transmitting ultrasonic waves once, and the refresh rate of the display image Can be improved.
  • the needle direction is estimated based on one needle image.
  • the direction of the transmission focus process which is the transmission direction of the ultrasonic beam
  • the ultrasonic wave Switch the steering direction to steer at least one of the echo reception focus processing directions generate multiple needle images with different steer directions, and select and select the sharpest needle image among the multiple needle images
  • the above-described needle direction may be estimated based on the sharpest needle image that has been made.
  • the needle direction estimation unit 6 acquires a plurality of needle images having different steer directions from the needle image generation unit 5, and selects a needle image with the best needle drawing as shown in FIG.
  • Selection of the needle image with the best needle drawing is performed by calculating the luminance distribution of a predetermined region that is assumed to include the whole or each needle image, for example, selecting the needle image including the point with the highest luminance value. Alternatively, the needle image with the maximum average luminance value may be selected.
  • the needle direction can be estimated by selecting the best needle image. That is, it can be estimated that the direction perpendicular to the steer direction with the best needle drawing is the needle direction.
  • the brightness distribution of a predetermined region that is assumed to include the entire needle image or the needle is calculated, a straight line is detected by Hough transform or the like, and the average brightness of the straight line is calculated. You may select the needle image with the maximum value, and select the needle image where the point with the highest brightness value on the line is the highest compared to the point with the highest brightness value on the line in the other needle images. Also good.
  • the predetermined region assumed to include the needle is assumed from, for example, an approximate angle of puncture.
  • the needle direction estimation unit 6 estimates the needle direction based on the selected needle image.
  • the needle direction estimation unit 6 uses all of the plurality of needle images having different steer directions to calculate the luminance distribution of the entire needle image or a predetermined region that is assumed to include the needle, and performs all by Hough conversion or the like.
  • the needle direction may be determined by detecting a straight line based on the entire needle image or the luminance distribution of a predetermined area.
  • the needle tip search unit 8 uses the highest luminance point B in the search region F as the needle tip. May be provided with a needle tip pattern in advance, and the needle tip may be searched based on the needle tip pattern.
  • the needle tip pattern for example, as shown in FIG. 13, a line segment having a predetermined length d connecting the needle tip and the end of the cut surface of the needle, and high luminance is provided at both ends of the line segment.
  • the image has dots. A portion where the reflection angle changes, such as the tip of the needle or the end of the cut surface of the needle, tends to have high luminance in the tissue image.
  • the needle tip search unit 8 includes the above-described needle tip pattern, and as illustrated in FIG. 14, the high luminance point B1 and the high luminance point considered to have the highest correlation with the needle tip pattern in the search region F. B2 may be searched, and the high luminance point B1 located deep in the subject may be used as the needle tip at the high luminance point B1 and the high luminance point B2.
  • the needle tip search unit 8 may search for the needle tip by comparing the tissue image before movement with the tissue image after movement. For example, the needle tip search unit 8 may calculate the luminance distribution of each tissue image in the tissue image before the movement and the tissue image after the movement, and search for the needle tip based on the change in the luminance value. 15A, which is a tissue image before movement, and FIG. 15B, which is a tissue image after movement, is compared with a point P2 where the luminance value in FIG.
  • the point P1 at which the brightness value suddenly decreases may be used as the needle tip, and the point P2 at which the brightness value suddenly increases and the point P1 at which the brightness value suddenly decreases are adjacent to each other. Based on this, the point P2 may be used as the needle tip.
  • An image of luminance change between the tissue image before movement and the tissue image after movement is provided in advance with a needle pattern image of luminance change including a point P2 where the luminance value suddenly increases and a point P1 where the luminance value suddenly decreases
  • a point that is considered to have the highest correlation with the needle tip pattern may be searched for as a needle tip.
  • the needle tip search unit 8 compares not only the above-described change in luminance value but also, for example, a tissue image before movement with a tissue image after movement, and within a predetermined region including the needle tip by two-dimensional correlation calculation or the like. At each point, the movement amount and movement direction between images may be obtained, and a point with a large movement amount or a point with a large spatial change in the movement amount or movement direction may be used as the needle tip. Also, for example, comparing the tissue image before the movement and the tissue image after the movement, by obtaining a change before and after the movement of the image pattern near each point in the predetermined area including the needle tip by two-dimensional correlation calculation, etc. A point having a large image pattern change or a point having a large spatial change in the image pattern may be used as the needle tip.
  • the needle image generation unit 5 generates a needle image
  • the needle direction estimation unit 6 estimates the needle direction based on the needle image.
  • the needle direction can be estimated without generation.
  • the needle direction may be estimated based on the received signal from each element of the ultrasonic probe 1, or the needle direction is estimated based on the received data (sound ray signal) after phasing addition. Also good.
  • the needle tip can be depicted in the tissue image as in the above-described embodiment, the needle tip can be easily visually recognized in the tissue image, and the needle direction and the target tissue And the positional relationship between the needle tip and the target tissue can be clearly grasped.
  • the ultrasonic diagnostic apparatus and the ultrasonic image generation method of the present invention have been described in detail.
  • the present invention is not limited to the above embodiment, and various improvements can be made without departing from the gist of the present invention. And changes may be made.
  • 1 ultrasonic probe 1 transmission circuit, 3 reception circuit, 4 tissue image generation unit, 5 needle image generation unit, 6 needle direction estimation unit, 7 search area setting unit, 8 needle point search unit, 9 needle point rendering unit , 10 display control unit, 11 display unit, 12 control unit, 13 operation unit, 14 storage unit, 15A, 15B phasing addition unit, 16A, 16B detection processing unit, 17A, 17B DSC, 18A, 18B image processing unit, 19A , 19B image memory, V_i normal direction scan line, H_i steer direction scan line, L needle direction, r predetermined width, F search area, W area, B highest brightness point, N needle point, NF needle point area, NB needle body , D Predetermined length, B1, B2 high brightness point, ⁇ steer angle.

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Remote Sensing (AREA)
  • Radar, Positioning & Navigation (AREA)
  • Computer Vision & Pattern Recognition (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Computer Networks & Wireless Communication (AREA)
  • Acoustics & Sound (AREA)
  • Physiology (AREA)
  • Gynecology & Obstetrics (AREA)
  • Epidemiology (AREA)
  • Primary Health Care (AREA)
  • Databases & Information Systems (AREA)
  • Data Mining & Analysis (AREA)
  • Ultra Sonic Daignosis Equipment (AREA)

Abstract

　被検体への針の穿刺を伴う超音波診断において、被検体の深部に存在する針先の位置を特定し、針先を組織画像に描出する超音波診断装置および超音波画像生成方法を提供する。針方向推定部は、針情報生成部で生成された針情報に基づいて針方向Ｌを推定して針方向Ｌの位置情報を出力し、探索領域設定部は、針方向Ｌの位置情報に基づいて組織画像に針方向Ｌを設定してその両側に所定幅ｒで広がる探索領域Ｆを設定し、針先探索部は、組織画像の輝度分布を算出して探索領域Ｆ内における最高輝度点Ｂを針先とし、針先の位置情報を出力し、針先描出部は、針先の位置情報より組織画像に所定の点画像からなる針先Ｎを描出する。

Description

超音波診断装置および超音波画像生成方法
　この発明は、超音波診断装置および超音波画像生成方法に係り、特に、超音波画像において被検体に穿刺された針の針先を描出することで、針方向とターゲット組織との位置関係および針先とターゲット組織との位置関係を可視化する超音波診断装置に関する。
　従来から、医療分野において、超音波画像を利用した超音波診断装置が実用化されている。一般に、この種の超音波診断装置は、超音波探触子を内蔵した超音波プローブと、この超音波プローブに接続された装置本体とを有しており、超音波プローブから被検体に向けて超音波を送信し、被検体からの超音波エコーを超音波プローブで受信して、その受信信号を装置本体で電気的に処理することにより超音波画像が生成される。
　被検体に穿刺された針を超音波画像において描出する場合、被検体の皮膚表面に対して所定角度傾けて穿刺された針は、図１６（Ａ）に示すように、超音波探触子の超音波送受信面に対して傾斜しているため、送受信開口からターゲット組織に向けて超音波ビームを送信した場合、針からの正反射波が受信開口から外れてしまうことがある。その場合、受信開口は、針による反射波を受信することができず、針画像を描出することができないことが知られている。また、針先においては完全な正反射でないため僅かな反射が受信開口に戻ってくるものの、受信する信号強度が低く、視認できる程度に描出することが困難である。
　これに対して、図１６（Ｂ）に示すように、針に対して垂直となるように超音波ビームを傾けて針からの反射波を受信する対策が採られている。
　しかし、超音波ビームを傾けることによって描出される深さが制限されるため、針を描画できても針先やターゲット組織を描画することができず、針の方向や針先とターゲット組織との位置関係が分からない。
　特許文献１は、針先部分からの反射信号が針先部分以外の反射信号と比較して高周波成分が少ないことに着目し、低周波帯域の画像と高周波帯域の画像とを撮像して差分をとり、更に、実質部分に着目した差分を取った高周波帯域の画像と別の高周波帯域の画像に重畳することで針先部分の位置が簡便に視認できる超音波画像を生成している。
　また、特許文献２は、超音波の送信方向を変えて複数回走査を行うことで穿刺針からの反射波を捉え、穿刺針の視認性の向上した超音波画像を生成し、送信方向を変えたこれら複数の超音波画像と通常の組織画像とに基づいて針画像を生成し、通常の組織画像と針画像とを合成することで、表示画像において生体組織および穿刺針双方の視認性を向上させている。
特開２０１０－１８３９３５号公報 特開２０１２－２１３６０６号公報
　しかし、特許文献１では、針先部分からの反射信号と針先部分以外の反射信号との周波数の差異は僅かであり、針先部分以外にも孤立点状の反射や反射条件によって同様の周波数を呈することがあるため、針先のみを描出することは困難である。
　また、特許文献２では、複数の方向でスキャンを行って複数の針画像を生成しているものの、針先を描出する点については記載されていない。
　本発明の目的は、被検体への針の穿刺を伴う超音波診断において、被検体の深部に存在する針先の位置を特定し、針先を組織画像に描出する超音波診断装置および超音波画像生成方法を提供することにある。
　上記課題を解決するために、本発明は、超音波探触子から被検体に向けて超音波を送信し、得られた受信データに基づいて超音波画像を生成する超音波診断装置であって、超音波探触子の超音波送受信面の法線方向に送信波を送信し、被検体の法線方向からの受信波を受信して被検体の組織画像を生成する組織画像生成部と、送信波および受信波の少なくとも一方をステアして被検体に穿刺された針の針情報を生成する針情報生成部と、針情報生成部によって生成された針情報に基づいて針の方向を推定する針方向推定部と、針方向推定部において推定された針方向に基づいて、組織画像において針先の探索領域を設定する探索領域設定部と、探索領域設定部で設定された探索領域において針先を探索する針先探索部と、針先探索部で探索された針先に基づいて、組織画像上に針先を描出する針先描出部とを備えることを特徴とする超音波診断装置を提供する。
　針情報生成部は、送信波および受信波の少なくとも一方をステアするステア方向を切り替えてステア方向のそれぞれ異なる複数の針情報を生成し、針方向推定部は、ステア方向のそれぞれ異なる複数の針情報に基づいて針方向を推定することが好ましい。また、針情報生成部において生成される針情報は針画像データであることが好ましい。
　また、針方向推定部は、ハフ変換（Ｈｏｕｇｈ変換）によって針方向を推定することができる。
　また、探索領域設定部は、針方向推定部によって推定された針方向の両側に所定幅でそれぞれ広がる探索領域を設定することが好ましい。
　また、針先探索部は、探索領域において輝度値が最大となる点を針先として探索することが好ましい。
　また、針先探索部は、針先の針先パターンを備え、探索領域において針先パターンとの相関が最大となる点を針先として探索してもよい。
　また、針先描出部は、針先の位置に所定サイズの点画像を描出することが好ましい。
　また、針先描出部は、針先の位置から所定範囲の枠を描出することが好ましく、枠の内側または外側の組織画像の輝度値または色を変更してもよく、枠の内側または外側の組織画像に、半透明のマスクを掛けてもよい。
　また、針先の移動に伴って一連の複数の組織画像を生成する場合において、針先探索部は、針先の移動前の組織画像と針先の移動後の組織画像とを比較し、組織画像の変化に基づいて針先を探索してもよい。
　また、本発明は、超音波探触子から被検体に向けて超音波を送信し、得られた受信データに基づいて超音波画像を生成する超音波画像生成方法であって、超音波探触子の超音波送受信面の法線方向に送信波を送信し、被検体の法線方向からの受信波を受信して被検体の組織画像を生成し、送信波および受信波の少なくとも一方をステアして被検体に穿刺された針の針情報を生成し、針情報に基づいて針の方向を推定し、推定された針方向に基づいて、組織画像において針先の探索領域を設定し、設定された探索領域において針先を探索し、探索された針先に基づいて、組織画像上に針先を描出することを特徴とする超音波画像生成方法を提供する。
　本発明によれば、穿刺の際に、被検体の深部に存在する針先の位置を特定し、針先を組織画像に描出することで、組織画像において針方向とターゲット組織との位置関係および針先とターゲット組織との位置関係を可視化することができる。
本発明の一実施形態に係る超音波診断装置の全体構成を示すブロック図である。 図１の超音波診断装置の動作を示すフローチャートである。 （Ａ）は、図１の超音波診断装置における法線方向の走査線Ｖ＿ｉとステア方向の走査線Ｈ＿ｉとを説明する説明図であり、（Ｂ）は、法線方向の走査線Ｖ＿ｉに対応する組織画像の説明図であり、（Ｃ）は、ステア方向の走査線Ｈ＿ｉに対応する針画像の説明図である。 図１の超音波診断装置において生成された、針画像から推定された針方向Ｌを描出した組織画像の一例である。 図４に示す組織画像において針方向Ｌに基づいて設定された探索領域Ｆを描出した組織画像の一例である。 図５に示す領域Ｗの抽出拡大画像である。 図６において点画像である針先Ｎを描出した場合の一例である。 図１の超音波診断装置において生成された組織画像に針先Ｎ、針先領域ＮＦ、針本体ＮＢ、および探査領域Ｆを描出した場合の一例である。 図８の組織画像において針先領域ＮＦの内側または外側の輝度値を変更した場合の一例である。 図８の組織画像において針先領域ＮＦの内側または外側に半透明のマスクを掛けた場合の一例である。 図１の超音波診断装置において法線方向に送信フォーカス処理し、針方向に受信フォーカス処理した場合の説明図である。 ステア方向の異なる複数の針画像から針方向を推定するための針画像を選択する場合の説明図である。 針先パターンの一例を示す模式図である。 針先パターンに基づいて針先を探索する場合の説明図である。 （Ａ）は、針先の移動に伴って複数の組織画像を撮像した場合における針先の移動前に撮像された組織画像の一例であり、（Ｂ）は、針先の移動後に撮像された組織画像の一例である。 （Ａ）は、針の穿刺された被検体において法線方向の超音波ビームによる針の正反射が受信開口から外れることを示す図であり、（Ｂ）は、針の穿刺された被検体において超音波ビームを針方向にステアして送信することで針による反射に基づく超音波エコーを受信できることを示す図である。
　本発明に係る超音波診断装置および超音波画像生成方法を、添付の図面に示す好適実施形態に基づいて以下に詳細に説明する。
　図１は、本発明の一実施形態に係る超音波診断装置の全体構成を示すブロック図である。
　超音波診断装置は、超音波探触子１を有し、この超音波探触子１に送信回路２および受信回路３が接続されている。受信回路３には、組織画像生成部４と針画像生成部５が並列に接続され、組織画像生成部４に針先描出部９が接続され、さらに、針先描出部９に表示制御部１０を介して表示部１１が接続されている。また、針画像生成部５に針方向推定部６が接続されると共に、この針方向推定部６に探索領域設定部７を介して針先探索部８が接続され、針先探索部８が針先描出部９に接続されている。さらに、探索領域設定部７は、組織画像生成部４に接続されている。
　送信回路２、受信回路３、組織画像生成部４、針画像生成部５、針先描出部９、針方向推定部６、探索領域設定部７、針先探索部８および表示制御部１０に制御部１２が接続され、制御部１２に操作部１３と格納部１４がそれぞれ接続されている。
　また、組織画像生成部４は、受信回路３から順次接続される整相加算部１５Ａ、検波処理部１６Ａ、ＤＳＣ（Ｄｉｇｉｔａｌ　Ｓｃａｎ　Ｃｏｎｖｅｒｔｅｒ）１７Ａ、および画像処理部１８Ａと、ＤＳＣ１７Ａに接続される画像メモリ１９Ａとをそれぞれ備える。
　針画像生成部５も同様に、受信回路３から順次接続される整相加算部１５Ｂ、検波処理部１６Ｂ、ＤＳＣ（Ｄｉｇｉｔａｌ　Ｓｃａｎ　Ｃｏｎｖｅｒｔｅｒ）１７Ｂ、および画像処理部１８Ｂと、ＤＳＣ１７Ｂに接続される画像メモリ１９Ｂとをそれぞれ備える。
　超音波探触子１は、１次元または２次元のアレイ状に配列された複数の素子からなり、送信回路２より供給された送信信号に基づいて超音波ビーム（送信波）を送信すると共に、被検体からの超音波エコー（受信波）を受信して受信信号を出力する。超音波探触子１を構成する素子としては、例えば、ＰＺＴ（チタン酸ジルコン酸鉛）に代表される圧電セラミックや、ＰＶＤＦ（ポリフッ化ビニリデン）に代表される高分子圧電素子、ＰＭＮ－ＰＴ（マグネシウムニオブ酸・チタン酸鉛固溶体）に代表される圧電単結晶等からなる圧電体の両端に電極を形成した振動子によって構成される。
　そのような振動子の電極に、パルス状または連続波の送信信号電圧を印加すると、圧電体が伸縮し、それぞれの振動子からパルス状または連続波の超音波が発生して、それらの超音波の合成により超音波ビームが形成される。また、それぞれの振動子は、伝搬する超音波を受信することにより伸縮して電気信号を発生し、それらの電気信号は、超音波の受信信号として出力される。
　送信回路２は、例えば、複数のパルサを含んでおり、制御部１２からの制御信号に応じて選択された送信遅延パターンに基づいて超音波探触子１の複数の素子から送信される超音波が超音波ビームを形成するように送信フォーカス処理し、それぞれの送信信号の遅延量を調節して複数の素子に供給する。また、送信回路２においてそれぞれの送信信号の遅延量を調節することで、超音波探触子１からの超音波ビームを超音波送受信面の法線方向に対して所定角度ステアすることができる。
　受信回路３は、超音波探触子１の複数の素子から出力されるアナログの受信信号を増幅してＡ／Ｄ変換し、デジタルの受信信号として、制御部１２の指示に基づいて組織画像生成部４の整相加算部１５Ａまたは針画像生成部５の整相加算部１５Ｂ、あるいは、組織画像生成部４の整相加算部１５Ａおよび針画像生成部５の整相加算部１５Ｂの両方に出力する。
　組織画像生成部４の整相加算部１５Ａは、制御部１２からの指示に基づいて受信回路３からのデジタルの受信信号を取得し、制御部１２からの受信遅延パターンに基づいて、各受信信号にそれぞれの遅延を与えて加算することにより、受信フォーカス処理を行う。この受信フォーカス処理により、ターゲット組織からの超音波エコーに基づく受信データ（音線信号）が生成される。
　検波処理部１６Ａは、受信データに対して超音波の反射位置の深度に応じて距離による減衰の補正を施した後、包絡線検波処理を施すことにより、被検体内の組織に関する断層画像情報であるＢモード画像信号を生成する。
　ＤＳＣ１７Ａは、検波処理部１６で生成されたＢモード画像信号を通常のテレビジョン信号の走査方式に従う画像信号に変換（ラスター変換）する。なお、ＤＳＣ１７ＡでＢモード画像信号を変換することによって、Ｂモード画像上で実際の被検体の組織に対応した位置関係や距離を把握することができる。
　画像処理部１８Ａは、ＤＳＣ１７Ａから入力されるＢモード画像信号に階調処理等の各種の必要な画像処理を施すことにより、組織画像のＢモード画像信号を生成する。
　また、針画像生成部５の整相加算部１５Ｂは、制御部１２からの指示に基づいて受信回路３からのデジタルの受信信号を取得し、制御部１２からの受信遅延パターンに基づいて、各受信信号にそれぞれの遅延を与えて加算することにより、受信フォーカス処理を行う。整相加算部１５Ｂは、それぞれの受信信号の遅延量を調節し、超音波送受信面の法線方向に対して所定角度ステアした、針からの超音波エコーに基づく受信データ（音線信号）を生成する。
　検波処理部１６Ｂは、上述との検波処理部１６Ａと同様に、受信データに対して超音波の反射位置の深度に応じて距離による減衰の補正を施した後、包絡線検波処理を施すことにより、被検体内の組織に関する断層画像情報であるＢモード画像信号を生成する。
　ＤＳＣ１７Ｂは、ＤＳＣ１７Ａと同じく検波処理部１６で生成されたＢモード画像信号を通常のテレビジョン信号の走査方式に従う画像信号に変換（ラスター変換）する。なお、ＤＳＣ１７ＢでＢモード画像信号を変換することによって、Ｂモード画像上で実際の被検体の組織に対応した位置関係や距離を把握することができる。
　画像処理部１８Ｂは、ＤＳＣ１７Ｂから入力されるＢモード画像信号から針画像のＢモード画像信号を生成する。
　針方向推定部６は、画像処理部１８Ｂより出力された針画像のＢモード画像信号から、被検体内において穿刺された針の存在する方向を示す針方向を推定し、針方向の位置を示す針方向情報を生成する。
　探索領域設定部７は、針方向推定部６から針方向情報を取得し、組織画像生成部４の画像処理部１８Ａから組織画像のＢモード画像信号を取得して、組織画像上に針方向情報に基づく針方向を描出し、組織画像上の針方向に基づいて針先を探索するための探索領域を設定する。例えば、針方向の両側に所定幅でそれぞれ広がる領域を探索領域としてもよい。
　針先探索部８は、針方向および探索領域が設定された組織画像において、探索領域設定部７で設定された探索領域内で針先を探索し、針先の位置情報を生成する。
　針先描出部９は、針先探索部８からの針先の位置情報を取得し、組織画像生成部４の画像処理部１８Ａから組織画像のＢモード画像信号を取得して、組織画像上に針先を描出する。
　なお、針先描出部９は、組織画像に針先を描出するだけでなく、例えば、針方向情報に基づいて針先から針の根元まで針方向を描出してもよく、探索領域の情報に基づいて探索領域を描出してもよい。
　表示制御部１０は、針先描出部９において針先の描出された組織画像のＢモード画像信号を取得し、表示部１１に針先の描出された組織画像を表示させる。
　表示部１１は、例えば、ＬＣＤ等のディスプレイ装置を含み、表示制御部１０の制御の下で超音波画像である組織画像を表示する。
　制御部１２は、操作者により操作部から入力された指示に基づいて各部の制御を行う。また、制御部１２は、上述のとおり、送信回路２に対する送信遅延パターンの選択、出力や、受信回路３に対する受信遅延パターンの選択、出力を行うと共に、組織画像生成部４の整相加算部１５Ａや検波処理部１６Ａ、針画像生成部５の整相加算部１５Ｂや検波処理部１６Ｂへ、受信遅延パターンや送信遅延パターンに基づく整相加算や減衰の補正を、包絡線検波処理に関する指示を出す。
　操作部１３は、操作者が入力操作を行うためのものであり、キーボード、マウス、トラックボール、タッチパネル等から形成することができる。
　また、格納部１４は、操作部１３から入力された各種の情報、上述の送信遅延パターンや受信遅延パターンに基づく情報、被検体の検査対象領域の音速、超音波ビームの焦点位置、超音波探触子１の送信開口および受信開口等に関する情報、各部の制御に必要な動作プログラム等を格納するもので、ハードディスク、フレキシブルディスク、ＭＯ、ＭＴ、ＲＡＭ、ＣＤ－ＲＯＭ、ＤＶＤ－ＲＯＭ等の記録媒体を用いることができる。
　次に、本発明の一実施形態に係る超音波診断装置において、ユーザの観察対象であるターゲット組織が明瞭に撮像され、穿刺された針の針先が描出された超音波画像を生成するための動作を説明する。
　図２は、一実施形態の動作を示すフローチャートである。
　まず、ステップＳ１で、図３（Ａ）に示す超音波探触子１の超音波送受信面Ｓに対して法線方向の走査線Ｖ＿ｉ（ｉ＝１～ｎ）と、超音波送受信面Ｓの法線方向に対して針方向に向けて所定角度θステアしたステア方向の走査線Ｈ＿ｉ（ｉ＝１～ｎ）とにおいて、ｉ＝１とする。ここでｉは超音波探触子１の走査線の並び順であり、超音波探触子１は、それぞれの走査線に対応する受信信号を取得する。
　次に、ステップＳ２で、法線方向の走査線Ｖ＿１に対応して、超音波探触子１において、ターゲット組織Ｔに向けて超音波送受信面Ｓの法線方向に超音波ビームを送信し、超音波送受信面Ｓの法線方向からの超音波エコーを受信して、法線方向の走査線Ｖ＿１に対応した受信信号を取得し、組織画像生成部４において、図３（Ｂ）に示すような法線方向走査線Ｖ＿１に対応する組織画像を生成して画像メモリ１９Ａに格納する。
　続くステップＳ３において、ステア方向の走査線Ｈ＿１に対応して、超音波探触子１において、針方向に向けて超音波送受信面Ｓの法線方向に対して所定角度θステアさせたステア方向に対して超音波ビームを送信し、ステア方向から超音波エコーを受信して、ステア方向の走査線Ｈ＿１に対応した受信信号を取得し、針画像生成部５において、図３（Ｃ）に示すようなステア方向走査線Ｈ＿１に対応する針画像を生成して画像メモリ１９Ｂに格納する。なお、所定角度θはあらかじめ設定された固定値でもよいし、探触子の法線方向と穿刺角度がなす角度を求める器具（図示しない）から取得してもよいし、あらかじめ複数方向に送受信を行って強い信号が帰ってきた方向を所定角度としてもよい。
　このようにして、第１番目の法線方向走査線Ｖ＿１に対応する組織画像のＢモード画像信号および第１番目のステア方向走査線Ｈ＿１に対応する針画像のＢモード画像信号が、それぞれ画像メモリ１９Ａおよび１９Ｂに格納されると、ステップＳ４で、ｉ＝ｎか否か、つまり、超音波探触子１の全ての走査線において組織画像および針画像のＢモード画像信号を生成したか否かを判定する。
　このとき、ｉの値がまだ１であるので、ステップＳ５に進み、ｉを１増やして、つまり第２番目の走査線に移動して、ステップＳ２～ステップＳ４を再度繰り返して対応する組織画像および針画像のＢモード画像信号を生成する。同様にして、ｉ＝ｎになるまで、ｉの値を順次１だけ増加させてステップＳ２～Ｓ３が繰り返される。
　このようにして、ｎ本の全ての走査線Ｖ＿１～Ｖ＿ｎに対する組織画像のＢモード画像信号および全ての走査線Ｈ＿１～Ｈ＿ｎに対する針画像のＢモード画像信号を生成すると、ステップＳ４からステップＳ６に移行する。
　ステップＳ６では、針方向推定部６は、画像メモリ１９Ｂに格納された針画像をスキャンコンバートして画像処理を施したＢモード画像信号に基づいて針方向Ｌを推定する。針方向の推定は、例えば、針画像の全体または針が含まれると想定される所定領域の輝度分布を算出し、Ｈｏｕｇｈ変換（ハフ変換）などにより針画像全体または所定領域において直線を検出して針方向とし、その針方向の位置情報を針方向情報とすることで行われる。Ｈｏｕｇｈ変換により直線検出する場合、各画素をθρ座標系における曲線に変換して重ねる際に輝度値を重み係数として乗じてもよい。この方法により針のような高輝度な直線が検出され易くなる。針方向推定部６において推定された針方向Ｌの針方向情報は、探索領域設定部７に出力される。
　ステップＳ７では、図４に示すように探索領域設定部７は、画像メモリ１９Ｂに格納された組織画像をスキャンコンバートして画像処理を施したＢモード画像信号に、針方向推定部６から出力された針方向情報に基づいて針方向Ｌの信号を重ね合わせ、図５に示すように組織画像の針方向Ｌからその両側に所定幅ｒで広がる探索領域Ｆを設定する。針方向Ｌおよび探索領域Ｆが設定された組織画像のＢモード画像信号は、針先探索部８へ出力される。なお、所定幅ｒは、例えば、生体に穿刺された針の幅に基づいて、針の幅の３～５倍等と設定されてもよい。
　ステップＳ８では、針先探索部８において組織画像の輝度分布を算出し、図５の領域Ｗを拡大抽出した図６に示すように、探索領域Ｆ内において最高輝度点Ｂを針先とする。または、針先探索部８は、針先の画像等の針先パターンを予め備え、探索領域Ｆ内の組織画像において針先パターンとの相関を取り、相関が最大となる点を針先としてもよい。針先探索部８で探索された針先の位置情報は、針先描出部９へ出力される。なお、針先探索部８は、針先の位置情報と共に針方向情報や探索領域の情報を出力してもよい。
　ステップＳ９では、図７に示すように、針先描出部９において、針先探索部８において探索された針先の位置情報より組織画像に所定サイズの点画像からなる針先Ｎを描出する。針先の描出された組織画像のＢモード画像信号は、表示制御部１０に出力され、表示部１１で針先の描出された組織画像として表示される。
　組織画像に針先Ｎを描出することで、組織画像において針先とターゲット組織との位置関係を明確に把握することができる。
　なお、針先描出部９は、組織画像において針先Ｎを描出するだけでなく、組織画像において針先が明瞭となるような各種の表示方法を採用することができる。例えば、図８に示すように、針先の位置から所定半径広がった針先領域ＮＦを示す円形の枠を表示してもよく、上述の探索領域の情報に基づいて探索領域Ｆを表示してもよく、針方向Ｌに基づいて、針先Ｎから針方向Ｌを描出した、または、針先Ｎと針方向Ｌの根元部分とを直線で繋いだ、針本体ＮＢを描出してもよい。
　また、針先描出部８は、図９に示すように、円形の枠で囲まれた針先領域ＮＦの内側または外側の組織画像の輝度値や色を変更してもよく、また、図１０に示すように、円形の枠で囲まれた針先領域ＮＦの内側または外側の組織画像に半透明のマスクを掛けてもよい。
　また、上述の円形の枠の代わりに、例えば、針先の位置を中心とする矩形の枠や菱形の枠など、所定の形状の枠を表示してもよい。
　上述のとおり組織画像において針先を描出し、針先を強調することで、組織画像において針先を容易に視認することができ、針方向とターゲット組織との位置関係および針先とターゲット組織等との位置関係を明確に把握することができる。
変形例１
　上述の一実施形態に係る超音波診断装置では、針画像を生成する際に、超音波ビームを針方向に向けて所定角度ステアして送信フォーカス処理し、また、超音波エコーを針方向に向けて所定角度θステアして受信フォーカス処理することで針画像を生成していたが、例えば、図１１に示すように、超音波受信面の法線方向における所定の焦点に向けて超音波を送信フォーカス処理し、ターゲット組織からの超音波エコーを超音波送受信面の法線方向に受信フォーカス処理して組織画像を生成すると共に、針からの超音波エコーに対して、点線矢印で示すＲ方向に受信フォーカス処理することで針画像を生成することもできる。
　変形例１の受信フォーカス処理によれば、上述の一実施形態の効果に加えて、１度の超音波の送信によって、組織画像と針画像とを同時に生成することができ、表示画像のリフレッシュレートを改善することができる。
　変形例２
　また、上述の一実施形態に係る超音波診断装置では、１枚の針画像に基づいて針方向を推定していたが、例えば、超音波ビームの送信方向である送信フォーカス処理の方向および超音波エコーの受信フォーカス処理の方向の少なくとも一方をステアするステア方向を切り替えて、ステア方向のそれぞれ異なる複数の針画像を生成し、複数の針画像のうち、最も鮮明な針画像を選択して、選択された最も鮮明な針画像に基づいて上述の針方向を推定してもよい。
　針方向推定部６は、針画像生成部５からステア方向の異なる複数の針画像を取得し、図１２に示すように、最も針描出のよい針画像を選択する。最も針描出のよい針画像の選択は、針画像ごとに全体または針が含まれると想定される所定領域の輝度分布を算出し、例えば、最も高輝度値の点を含む針画像を選択してもよく、平均輝度値が最大となる針画像を選択してもよい。上述のように、最も針描出のよい針画像を選択することで、針方向を推定することができる。つまり、最も針描出のよいステア方向に垂直な方向が針方向であると推定できる。
　また、例えば、ステア方向の異なる複数の針画像において、針画像の全体または針が含まれると想定される所定領域の輝度分布を算出し、Ｈｏｕｇｈ変換などにより直線を検出し、その直線の平均輝度値が最大となる針画像を選択してもよく、その直線上の最高輝度値の点が他の針画像における直線上の最高輝度値の点と比較して最も高くなる針画像を選択してもよい。
　針が含まれると想定される所定領域は、例えば、穿刺のおおよその角度から想定される。
　針方向推定部６は、選択した針画像に基づいて針方向を推定する。または、針方向推定部６はステア方向の異なる複数の針画像の全てを使用して、針画像の全体または針が含まれると想定される所定領域の輝度分布を算出し、Ｈｏｕｇｈ変換などにより全ての針画像の全体または所定領域の輝度分布に基いて直線を検出して針方向としてもよい。
変形例３
　上述の一実施形態に係る超音波診断装置では、図６および図７に示すように、針先探索部８は、探索領域Ｆにおける最高輝度点Ｂを針先としていたが、針先探索部８は、針先パターンを予め備え、針先パターンに基づいて針先を探索してもよい。針先パターンとしては、例えば、図１３に示すように、針先と針の切断面の端部とを結んだ所定長さｄからなる線分であって、その線分の両端部に高輝度点があるような画像である。
　針の先端や針の切断面の端部等の反射角度が変わる部分は、組織画像において高輝度となり易い。そのため、例えば、針先探索部８は、上述の針先パターンを備え、図１４に示すように、探索領域Ｆ内において針先パターンと最も相関が高いと考えられる高輝度点Ｂ１と高輝度点Ｂ２とを探索し、高輝度点Ｂ１と高輝度点Ｂ２とにおいて、被検体の深部にある高輝度点Ｂ１を針先としてもよい。
変形例４
　また、上述の一実施形態に係る超音波診断装置において、被検体内を針が移動する際に、少なくとも移動の前後において複数の組織画像を撮像する場合、または針の移動に伴って、動画として複数フレームの組織画像を撮像する場合、針先探索部８は、移動前の組織画像と移動後の組織画像とを比較することで針先を探索してもよい。
　針先探索部８は、例えば、移動前の組織画像と移動後の組織画像とにおいて、それぞれの組織画像の輝度分布を算出し、輝度値の変化に基づいて針先を探索してもよい。移動前の組織画像である図１５（Ａ）と移動後の組織画像である図１５（Ｂ）とを比較して、図１５（Ｂ）の輝度値が急に大きくなった点Ｐ２を針先としてもよく、輝度値が急に小さくなった点Ｐ１の先を針先としてもよく、また、輝度値が急に大きくなった点Ｐ２と輝度値が急に小さくなった点Ｐ１とが隣り合うことに基づいて点Ｐ２を針先としてもよい。輝度値が急に大きくなった点Ｐ２と輝度値が急に小さくなった点Ｐ１を含む輝度変化の針先パターン画像を予め備え、移動前の組織画像と移動後の組織画像の輝度変化の画像において探索領域Ｆ内において針先パターンと最も相関が高いと考えられる点を探索し、針先としてもよい。
　なお、針先探索部８は、上述の輝度値の変化だけでなく、例えば、移動前の組織画像と移動後の組織画像とを比較し、２次元相関演算等により針先を含む所定領域内の各点において、画像間での移動量、移動方向を求めて、移動量の大きい点、または移動量や移動方向の空間変化の大きい点を針先としてもよい。
　また、例えば、移動前の組織画像と移動後の組織画像とを比較し、２次元相関演算等により針先を含む所定領域内の各点付近の画像パターンの移動前後での変化を求めて、画像パターン変化の大きい点、または画像パターン変化の空間変化の大きい点を針先としてもよい。
変形例５
　また、上述の一実施形態に係る超音波診断装置は、針画像生成部５において針画像を生成し、針方向推定部６において針画像に基づいて針方向を推定しているが、針画像を生成しなくとも針方向を推定することができる。例えば、超音波探触子１の各素子からの受信信号に基づいて針方向を推定してもよく、また、整相加算後の受信データ（音線信号）に基づいて針方向を推定してもよい。
　変形例２から変形例５においても、上述の一実施形態と同様に組織画像において針先を描出することができ、組織画像において針先を容易に視認することができ、針方向とターゲット組織との位置関係および針先とターゲット組織等との位置関係を明確に把握することができる。
　以上、本発明の超音波診断装置および超音波画像生成方法について詳細に説明したが、本発明は、上記実施形態に限定されるものではなく、本発明の要旨を逸脱しない範囲において、各種の改良や変更を行ってもよい。
　１　超音波探触子、　２　送信回路、　３　受信回路、　４　組織画像生成部、　５　針画像生成部、　６　針方向推定部、　７　探索領域設定部、　８　針先探索部、　９　針先描出部、　１０　表示制御部、　１１　表示部、　１２　制御部、　１３　操作部、　１４　格納部、　１５Ａ、１５Ｂ　整相加算部、　１６Ａ、１６Ｂ　検波処理部、　１７Ａ、１７Ｂ　ＤＳＣ、　１８Ａ、１８Ｂ　画像処理部、　１９Ａ、１９Ｂ　画像メモリ、Ｖ＿ｉ　法線方向走査線、　Ｈ＿ｉ　ステア方向走査線、　Ｌ　針方向、　ｒ　所定幅、　Ｆ　探索領域、　Ｗ　領域、　Ｂ　最高輝度点、　Ｎ　針先、　ＮＦ　針先領域、　ＮＢ　針本体、　ｄ　所定長さ、　Ｂ１、Ｂ２　高輝度点、　θ　ステア角度。

Claims (13)

  1. 　超音波探触子から被検体に向けて超音波を送信し、得られた受信データに基づいて超音波画像を生成する超音波診断装置であって、
    　前記超音波探触子から送信波を送信し、前記被検体からの受信波を受信して前記被検体の組織画像を生成する組織画像生成部と、
    　送信波および受信波の少なくとも一方をステアして前記被検体に穿刺された針の針情報を生成する針情報生成部と、
    　前記針情報生成部によって生成された前記針情報に基づいて前記針の方向を推定する針方向推定部と、
    　前記針方向推定部において推定された前記針方向に基づいて、前記組織画像において針先の探索領域を設定する探索領域設定部と、
    　前記探索領域設定部で設定された前記探索領域において前記針先を探索する針先探索部と、
    　前記針先探索部で探索された前記針先に基づいて、前記組織画像上に前記針先を描出する針先描出部とを備えることを特徴とする超音波診断装置。
  2. 　前記針情報生成部は、送信波および受信波の少なくとも一方をステアするステア方向を切り替えてステア方向のそれぞれ異なる複数の前記針情報を生成し、
    　前記針方向推定部は、ステア方向のそれぞれ異なる複数の前記針情報に基づいて前記針方向を推定することを特徴とする請求項１に記載の超音波診断装置。
  3. 　前記針情報生成部において生成される前記針情報は針画像データであることを特徴とする請求項１または２に記載の超音波診断装置。
  4. 　前記針方向推定部は、ハフ変換（Ｈｏｕｇｈ変換）によって前記針方向を推定することを特徴とする請求項３に記載の超音波診断装置。
  5. 　前記探索領域設定部は、前記針方向推定部によって推定された前記針方向の両側に所定幅でそれぞれ広がる前記探索領域を設定することを特徴とする請求項１～４のいずれか一項に記載の超音波診断装置。
  6. 　前記針先探索部は、前記探索領域において輝度値が最大となる点を前記針先として探索することを特徴とする請求項１～５のいずれか一項に記載の超音波診断装置。
  7. 　前記針先探索部は、前記針先の針先パターンを備え、前記探索領域において前記針先パターンとの相関が最大となる点を前記針先として探索することを特徴とする請求項１～５のいずれか一項に記載の超音波診断装置。
  8. 　前記針先描出部は、前記針先の位置に所定サイズの点画像を描出することを特徴とする請求項１～７のいずれか一項に記載の超音波診断装置。
  9. 　前記針先描出部は、前記針先の位置から所定範囲の枠を描出することを特徴とする請求項１～８のいずれか一項に記載の超音波診断装置。
  10. 　前記針先描出部は、前記枠の内側または外側の前記組織画像の輝度値または色を変更することを特徴とする請求項９に記載の超音波診断装置。
  11. 　前記針先描出部は、前記枠の内側または外側の前記組織画像に、半透明のマスクを掛けることを特徴とする請求項９または１０に記載の超音波診断装置。
  12. 　前記針先の移動に伴って一連の複数の組織画像を生成する場合において、
    　前記針先探索部は、前記針先の移動前の組織画像と前記針先の移動後の組織画像とを比較し、前記組織画像の変化に基づいて前記針先を探索することを特徴とする請求項１～１１のいずれか一項に記載の超音波診断装置。
  13. 　超音波探触子から被検体に向けて超音波を送信し、得られた受信データに基づいて超音波画像を生成する超音波画像生成方法であって、
    　前記超音波探触子の超音波送受信面の法線方向に送信波を送信し、前記被検体の前記法線方向からの受信波を受信して前記被検体の組織画像を生成し、
    　送信波および受信波の少なくとも一方をステアして前記被検体に穿刺された針の針情報を生成し、
    　前記針情報に基づいて前記針の方向を示す針方向を推定し、
    　推定された前記針方向に基づいて、前記組織画像において針先の探索領域を設定し、
    　設定された前記探索領域において前記針先を探索し、
    　探索された前記針先に基づいて、前記組織画像上に前記針先を描出することを特徴とする超音波画像生成方法。
PCT/JP2014/062064 2013-08-30 2014-05-01 超音波診断装置および超音波画像生成方法 WO2015029499A1 (ja)

Priority Applications (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
CN201480047268.9A CN105491955B (zh) 2013-08-30 2014-05-01 超声波诊断装置及超声波图像生成方法
US15/055,143 US20160174932A1 (en) 2013-08-30 2016-02-26 Ultrasonic diagnostic device and ultrasonic image generation method
US17/681,492 US20220175343A1 (en) 2013-08-30 2022-02-25 Ultrasonic diagnostic device and ultrasonic image generation method

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2013179830 2013-08-30
JP2013-179830 2013-08-30

Related Child Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
US15/055,143 Continuation US20160174932A1 (en) 2013-08-30 2016-02-26 Ultrasonic diagnostic device and ultrasonic image generation method

Publications (1)

Publication Number Publication Date
WO2015029499A1 true WO2015029499A1 (ja) 2015-03-05

Family

ID=52586081

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
PCT/JP2014/062064 WO2015029499A1 (ja) 2013-08-30 2014-05-01 超音波診断装置および超音波画像生成方法

Country Status (4)

Country Link
US (2) US20160174932A1 (ja)
JP (1) JP6097258B2 (ja)
CN (1) CN105491955B (ja)
WO (1) WO2015029499A1 (ja)

Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN107427288A (zh) * 2015-04-03 2017-12-01 富士胶片株式会社 声波图像生成装置及方法
CN108348171A (zh) * 2015-11-19 2018-07-31 光学实验室成像公司 血管内成像和引导导管的检测的方法和***

Families Citing this family (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP6589619B2 (ja) * 2015-01-09 2019-10-16 コニカミノルタ株式会社 超音波診断装置
JP6746895B2 (ja) * 2015-11-06 2020-08-26 コニカミノルタ株式会社 超音波診断装置、及び超音波信号処理方法
JP6668817B2 (ja) * 2016-02-26 2020-03-18 コニカミノルタ株式会社 超音波診断装置、及び制御プログラム
JP7218293B2 (ja) * 2017-02-14 2023-02-06 コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェ 装置追跡に対する超音波システムにおける経路追跡
EP3840655A1 (en) * 2018-08-22 2021-06-30 Koninklijke Philips N.V. System, device and method for constraining sensor tracking estimates in interventional acoustic imaging
CN110251210B (zh) * 2019-05-28 2021-01-01 聚融医疗科技(杭州)有限公司 一种基于分块rht的穿刺增强方法及装置

Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2004208859A (ja) * 2002-12-27 2004-07-29 Toshiba Corp 超音波診断装置
JP2012105948A (ja) * 2010-11-17 2012-06-07 Samsung Medison Co Ltd カテーテル施術のための最適な超音波映像を提供する医療システムおよび方法
JP2012192162A (ja) * 2011-03-03 2012-10-11 Fujifilm Corp 超音波診断装置、超音波送受信方法、および超音波送受信プログラム
JP2013523343A (ja) * 2010-04-07 2013-06-17 ニコラオス パグラトス， 画像内の物体の向上された撮像のためのシステムおよび方法
JP2014028128A (ja) * 2012-06-25 2014-02-13 Toshiba Corp 超音波診断装置及び画像処理方法

Family Cites Families (20)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6048312A (en) * 1998-04-23 2000-04-11 Ishrak; Syed Omar Method and apparatus for three-dimensional ultrasound imaging of biopsy needle
US6951542B2 (en) * 2002-06-26 2005-10-04 Esaote S.P.A. Method and apparatus for ultrasound imaging of a biopsy needle or the like during an ultrasound imaging examination
US20070270687A1 (en) * 2004-01-13 2007-11-22 Gardi Lori A Ultrasound Imaging System and Methods Of Imaging Using the Same
JP4365841B2 (ja) * 2006-08-21 2009-11-18 オリンパス株式会社 超音波診断装置
JP5416900B2 (ja) * 2007-11-22 2014-02-12 株式会社東芝 超音波診断装置及び穿刺支援用制御プログラム
JP5475971B2 (ja) * 2008-08-26 2014-04-16 富士フイルム株式会社 超音波診断装置
CN101744639A (zh) * 2008-12-19 2010-06-23 Ge医疗***环球技术有限公司 超声成像方法及设备
JP5495593B2 (ja) * 2009-03-23 2014-05-21 株式会社東芝 超音波診断装置及び穿刺支援用制御プログラム
US8556815B2 (en) * 2009-05-20 2013-10-15 Laurent Pelissier Freehand ultrasound imaging systems and methods for guiding fine elongate instruments
JP4801229B2 (ja) * 2009-11-16 2011-10-26 オリンパスメディカルシステムズ株式会社 超音波観測装置及び超音波観測装置の制御方法
WO2011138698A1 (en) * 2010-05-03 2011-11-10 Koninklijke Philips Electronics N.V. Ultrasonic tracking of ultrasound transducer(s) aboard an interventional tool
US9226729B2 (en) * 2010-09-28 2016-01-05 Fujifilm Corporation Ultrasound diagnostic system, ultrasound image generation apparatus, and ultrasound image generation method
JP5486449B2 (ja) * 2010-09-28 2014-05-07 富士フイルム株式会社 超音波画像生成装置及び超音波画像生成装置の作動方法
JP5645628B2 (ja) * 2010-12-09 2014-12-24 富士フイルム株式会社 超音波診断装置
US8343054B1 (en) * 2010-09-30 2013-01-01 Hitachi Aloka Medical, Ltd. Methods and apparatus for ultrasound imaging
JP6000569B2 (ja) * 2011-04-01 2016-09-28 東芝メディカルシステムズ株式会社 超音波診断装置及び制御プログラム
JP2014023670A (ja) * 2012-07-26 2014-02-06 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc 超音波診断装置及びその制御プログラム
US9642592B2 (en) * 2013-01-03 2017-05-09 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Needle enhancement in diagnostic ultrasound imaging
JP2015008777A (ja) * 2013-06-27 2015-01-19 ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー 超音波診断装置及びその制御プログラム
CN105518482B (zh) * 2013-08-19 2019-07-30 Bk医疗控股股份有限公司 超声成像仪器可视化

Patent Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2004208859A (ja) * 2002-12-27 2004-07-29 Toshiba Corp 超音波診断装置
JP2013523343A (ja) * 2010-04-07 2013-06-17 ニコラオス パグラトス， 画像内の物体の向上された撮像のためのシステムおよび方法
JP2012105948A (ja) * 2010-11-17 2012-06-07 Samsung Medison Co Ltd カテーテル施術のための最適な超音波映像を提供する医療システムおよび方法
JP2012192162A (ja) * 2011-03-03 2012-10-11 Fujifilm Corp 超音波診断装置、超音波送受信方法、および超音波送受信プログラム
JP2014028128A (ja) * 2012-06-25 2014-02-13 Toshiba Corp 超音波診断装置及び画像処理方法

Cited By (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN107427288A (zh) * 2015-04-03 2017-12-01 富士胶片株式会社 声波图像生成装置及方法
JPWO2016158467A1 (ja) * 2015-04-03 2018-02-01 富士フイルム株式会社 音響波画像生成装置および方法
EP3278738A4 (en) * 2015-04-03 2018-05-02 Fujifilm Corporation Acoustic wave image generation device and method
CN107427288B (zh) * 2015-04-03 2020-04-21 富士胶片株式会社 声波图像生成装置及方法
US10820889B2 (en) 2015-04-03 2020-11-03 Fujifilm Corporation Acoustic wave image generating apparatus and method
CN108348171A (zh) * 2015-11-19 2018-07-31 光学实验室成像公司 血管内成像和引导导管的检测的方法和***
CN108348171B (zh) * 2015-11-19 2021-05-14 光学实验室成像公司 血管内成像和引导导管的检测的方法和***
US11850089B2 (en) 2015-11-19 2023-12-26 Lightlab Imaging, Inc. Intravascular imaging and guide catheter detection methods and systems

Also Published As

Publication number Publication date
CN105491955B (zh) 2018-07-03
JP6097258B2 (ja) 2017-03-15
CN105491955A (zh) 2016-04-13
US20160174932A1 (en) 2016-06-23
US20220175343A1 (en) 2022-06-09
JP2015062668A (ja) 2015-04-09

Similar Documents

Publication Publication Date Title
WO2015029499A1 (ja) 超音波診断装置および超音波画像生成方法
US8491475B2 (en) Ultrasonic diagnostic apparatus, ultrasonic diagnostic method, and imaging processing program for ultrasonic diagnostic apparatus
JP5946427B2 (ja) 超音波検査装置、超音波検査方法、プログラム及び記録媒体
JP5719098B2 (ja) 超音波診断装置
US10588598B2 (en) Ultrasonic inspection apparatus
US20120259225A1 (en) Ultrasound diagnostic apparatus and ultrasound image producing method
JP6419976B2 (ja) 超音波診断装置および超音波診断装置の制御方法
JP2011092686A (ja) 超音波診断装置及びその信号処理方法
US10231709B2 (en) Ultrasound diagnostic apparatus, signal processing method for ultrasound diagnostic apparatus, and recording medium
JP5800324B2 (ja) 超音波診断装置、超音波画像生成方法およびプログラム
US10980515B2 (en) Acoustic wave processing apparatus, signal processing method, and program for acoustic wave processing apparatus
US20110144498A1 (en) Image display apparatus
JP2009078124A (ja) 超音波診断装置、並びに、画像処理方法及びプログラム
JP5588924B2 (ja) 超音波診断装置
US9895134B2 (en) Ultrasound diagnostic apparatus and data processing method
US10788459B2 (en) Ultrasound diagnostic apparatus, ultrasound image generation method, and recording medium
JP5836241B2 (ja) 超音波検査装置、超音波検査装置の信号処理方法およびプログラム
JP2013244159A (ja) 超音波診断装置及び音速推定方法
JP5829198B2 (ja) 超音波検査装置、超音波検査装置の信号処理方法およびプログラム
WO2014050889A1 (ja) 超音波検査装置、超音波検査装置の信号処理方法およびプログラム
JP5851345B2 (ja) 超音波診断装置およびデータ処理方法
JP6444519B2 (ja) 超音波診断装置、及び超音波撮像方法
JP2013244162A (ja) 超音波診断装置
JP2008048951A (ja) 超音波診断装置
JP2024048667A (ja) 超音波診断装置および超音波診断装置の制御方法

Legal Events

Date Code Title Description
WWE Wipo information: entry into national phase

Ref document number: 201480047268.9

Country of ref document: CN

121 Ep: the epo has been informed by wipo that ep was designated in this application

Ref document number: 14840742

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1

NENP Non-entry into the national phase

Ref country code: DE

122 Ep: pct application non-entry in european phase

Ref document number: 14840742

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1