JP2005270291A - 超音波診断装置 - Google Patents

Abstract

【課題】 加温治療における生体内温度を正確かつ容易に計測することが可能な超音波診断装置の提供。
【解決手段】 超音波診断装置１００は、送受波部３００、画像信号生成部３１０及び画像データ記憶部２０７によって被検体に対する超音波画像データの生成と保存を行なう。そして、画像一致度検出部２３０は、画像間の一致度を検出することによって、腫瘍部位に対して加温前に予め得られた第1の画像データと同一画像断面における加温中あるいは加温後の第２の画像データを設定し、温度推定部３２０は、上述の２つの画像データの対応する画素における画素値の差分値を超音波送受波方向に温度推定点に至るまで積算することによって前記温度推定点の温度を推定する。
【選択図】 図１

Description

本発明は、生体内から得られた超音波信号に基づいた体内温度計測を可能とする超音波診断装置に関する。

近年、最小侵襲治療と呼ばれる治療法が注目を集めており、悪性腫瘍の治療分野においても最小侵襲治療への積極的な試みがなされている。特に悪性腫瘍の場合、その治療の多くを外科的手術に頼っているが、従来の外科的手術による治療、即ち広範囲の組織切除を行なう場合には、その臓器がもつ本来の機能や外見上の形態を大きく損なう場合が多く、たとえ生命を存えたとしても患者に対して多大な負担を与えることになる。このような従来の外科的治療に対してＱＯＬ（quality-of-life）を考慮した治療法が強く望まれており、その１つの方法として、悪性腫瘍組織が正常組織に較べて加温に対する抵抗力が低いことを利用し、悪性腫瘍を加温治療する温熱治療装置（ハイパーサーミア装置）が既に実用化されている。

このハイパーサーミア（温熱治療）において、腫瘍組織のみを死滅させ正常組織を温存させるための温度は約４２．５度であり、従がって、加温部の温度は３７℃〜４３℃の範囲で正確に制御されなくてはならない。

このような要求に対し、温熱治療における従来の温度計測法として、熱電対・サーミスタを体内に挿入する侵襲的な方法や超音波を用いた無侵襲的な方法が検討されている。（例えば、特許文献１参照。）。

図９は、特許文献１に示されている温度計測機能を有した温熱治療装置１０であり、この温熱治療装置１０において、腫瘍に対する加温は、加温専用の圧電振動子からなる送波器１と加温専用の圧電振動子を駆動する送波回路２によって行なわれる。一方、加温時における腫瘍内温度の計測は、温度計測用圧電振動子からなる加温監視用超音波送受波器３と、この温度計測用圧電振動子に対して超音波の送受波を行なう送受波回路４によって行なわれ、加温監視用超音波送受波器３は送波器１と一体化して設けられている。また、加温監視用超音波送受波器３及び送受波回路４は加温部の超音波画像を得るためのイメージング用圧電振動子及びイメージング用送受波器の機能を兼ね備えている。

そして、送波器１及び送波回路２は、主制御回路７の制御下で腫瘍内に集束超音波を照射して加温を行なう。一方、加温監視用超音波送受波器３と送受波回路４は、主制御回路７の制御のもとに前記腫瘍内の加温部方向に超音波の送受波を行ない、得られた一連の受信信号の中から、超音波送受波方向において加温部内の隣接した２つの関心領域の受信信号をゲート回路を用いて抽出する。次いで、エコー信号周波数分析回路５は、抽出された前記２つの関心領域からの受信信号に対して周波数分析を行ない、温度上昇検出回路６は、エコー信号周波数分析回路５の周波数分析によって得られた２つの周波数スペクトラムの比から超音波減衰係数を計測し、更に、この超音波減衰係数に基づいて加温部における温度上昇分を求めている。

一方、ＲＦ波やマイクロ波のように体外から照射したエネルギーを腫瘍部位に集束させることが困難な場合には、穿刺針の先端を腫瘍内あるいは腫瘍近傍に挿入し、この穿刺針の先端部よりマイクロ波あるいはＲＦ波を腫瘍に対して照射することにより腫瘍部位に対して正確かつ効率のよいエネルギー照射が行なわれており、このような場合には上述のサーミスタを穿刺針の先端に装着する方法が用いられている。
特許第２７３５２８０号明細書（第６頁、第１１図）

しかしながら、上述の超音波減衰係数の計測においては、周波数スペクトラムの周波数分解能を上げるために広い生体領域からの受信信号に対して周波数分析を行なう必要がある。即ち、周波数分解能と画像の空間分解能は背反関係にあり、従がって、初期の比較的小さな腫瘍を対象とした温度分布を精度よく計測することは困難であった。このため、過剰な加温によって正常組織が損傷を受けたり、あるいは腫瘍組織に対する加温が不充分な場合が多かった。

更に、上述の周波数分析を用いた２次元の温度分布では、演算が複雑なため２次元温度分布をリアルタイム表示することはできなかった。

一方、体内に挿入された穿刺針の先端部より腫瘍部位に対してマイクロ波あるいはＲＦ波を照射する方法では、この穿刺針にサーミスタを装着することが可能であるが、この方法によって計測される部位はサーミスタの近傍に限られるため腫瘍及びその周辺部の２次元温度分布を観測することは不可能であった。

本発明は、このような従来の加温部の温度計測における問題点を解決するためになされたものであり、その目的は、加温部の温度を正確かつ容易に計測することが可能な超音波診断装置を提供することにある。

上記課題を解決するために、請求項１に係る本発明の超音波診断装置は、被検体に対して超音波の送受波を行なう圧電振動子を備えた超音波プローブと、前記圧電振動子から超音波を送波させるための駆動信号を前記圧電振動子に送信するとともに、前記圧電振動子の超音波の受波により発生する電気信号を受信する送受信手段と、この送受信手段によって得られた受信信号から画像データを生成する画像データ生成手段と、異なる時点における前記被検体の略同一の部位に対して、前記画像データ生成手段により生成された第1の画像データと第２の画像データを比較することによって前記被検体の部位の少なくとも一部の温度に関する温度情報を求める温度推定手段と、この温度推定手段によって求められた温度情報を表示する表示手段を備えたことを特徴としている。

本発明によれば、加温前の超音波画像データと加温中あるいは加温後の超音波画像データに基づいて加温部及びその周辺における温度情報を正確かつ容易に計測することが可能となる。

以下では、セクタ走査方式の超音波診断装置を例に、本発明の実施例につき図面を参照して説明する。

本実施例の特徴は、腫瘍部位に対して加温前に得られて保存された第1の超音波画像データ（以下、参照画像データと呼ぶ。）と、加温中あるいは加温後の同一部位において略リアルタイムで得られた第２の超音波画像データ（以下、治療画像データと呼ぶ。）の各画素値を比較することによって当該部位の温度を推定することにある。

（装置の構成）
以下に、本実施例における超音波診断装置の構成につき図１乃至図６を用いて説明する。尚、図１は、本実施の形態における超音波診断装置の全体構成を示すブロック図であり、図２は、この超音波診断装置を構成する送受信部及び画像信号生成部のブロック図を示す。

図１に示す超音波診断装置１００は、被検体に対して超音波の送受信を行なう超音波プローブ２０１と、所定の走査方向に対して超音波の送受信を行なうために超音波プローブ２０１に対して電気信号の送受信を行なう送受信部３００と、所定の走査方向から得られた受信超音波信号に基づいて画像信号を生成する画像信号生成部３１０と、画像信号生成部３１０において得られた各走査方向の画像信号を順次保存して加温前の参照画像データや加温中あるいは加温後の診断画像データを生成して保存する画像データ記憶部２０７を備えている。

更に、超音波診断装置１００は、前記参照画像データと同一部位の治療画像データを得るためにこれらの画像間の一致度を検出する画像一致度検出部２３０と、参照画像データと治療画像データの画素値を比較することによって加温部の温度を推定する温度推定部３２０と、表示部２０８及び操作部２０９と、上述の各ユニットを統括して制御するシステム制御部２１０を備えている。

超音波プローブ２０１は、被検体の表面に対してその前面を接触させ超音波の送受信を行なうものであり、１次元に配列された複数個（Ｎ個）の圧電振動子をその先端部分に有している。この圧電振動子は電気音響変換素子であり、送信時には電気パルス（駆動信号）を超音波パルス（送信超音波）に変換し、また受信時には超音波反射波（受信超音波）を電気信号（受信信号）に変換する機能を有している。この超音波プローブ２０１は小型、軽量に構成されており、Ｎチャンネルのケーブルを介して送受信部３００に接続されている。超音波プローブ２０１は、セクタ走査対応、リニア走査対応、コンベックス走査対応等があり、これらの超音波プローブの中から診断部位に応じて任意に選択される。以下では、腹部肝臓における画像データの収集を目的としたセクタ走査対応の超音波プローブ２０１について述べるが、コンベックス走査対応など他の走査対応の超音波プローブであっても構わない。

次に、図２に示した送受信部３００は、超音波プローブ２０１から送信超音波を発生するための駆動信号を生成する超音波送信部２０２と、この超音波プローブ２０１の圧電振動子から得られる複数チャンネルの受信信号に対して整相加算を行なう超音波受信部２０３を備え、一方、画像信号生成部３１０は、整相加算した受信信号に対してＢモード画像信号を生成するための信号処理を行なうＢモード画像信号生成部２０４と、上記受信超音波信号からＩＱ信号を検出するＩＱ信号検出部２０５と、検出されたＩＱ信号に対してカラードプラ画像信号を生成するための信号処理を行なうカラードプラ画像信号生成部２０６を備えている。

そして、送受信部３００の超音波送信部２０２は、レートパルス発生器２１１と、送信遅延回路２１２と、パルサ２１３を備えている。レートパルス発生器２１１は、被検体に放射する超音波パルスの繰り返し周期（Ｔｒ）を決定するレートパルスを送信遅延回路２１２に供給する。一方、送信遅延回路２１２は、超音波プローブ２０１において送信に使用される圧電振動子と同数（Ｎチャンネル）の独立な遅延回路から構成されており、送信において細いビーム幅を得るために所定の深さに超音波を収束するための集束用遅延時間と、所定の方向に超音波を送信するための偏向用遅延時間を前記レートパルスに与え、このレートパルスをパルサ２１３に供給する。そして、パルサ２１３は、送信に使用される圧電振動子と同数（Ｎチャンネル）の独立な駆動回路を有しており、超音波プローブ２０１に内蔵されたＮ個の圧電振動子を駆動し、被検体に対して送信超音波を放射するための駆動パルスを生成する。

一方、超音波受信部２０３は、Ｎチャンネルのプリアンプ２１４と、受信遅延回路２１５と、加算器２１６を備えている。プリアンプ２１４は、圧電振動子によって電気信号に変換された微小な受信信号を増幅し十分なＳ／Ｎを確保する。又、受信遅延回路２１５は、所定の深さからの受信超音波を集束して細い受信ビーム幅を得るための収束用遅延時間と、所定の方向に超音波ビームの受信指向性を設定するための偏向用遅延時間をプリアンプ２１４の出力に与えた後、加算器２１６に送り、加算器２１６において圧電振動子からのＮチャンネルの受信信号は加算されて１つに纏められる。

次に、画像信号生成部３１０のＢモード画像信号生成部２０４は、対数変換器２１７と、包絡線検波器２１８と、Ａ／Ｄ変換器２１９を備えている。Ｂモード画像信号生成部２０４の入力信号振幅は、対数変換器２１７において対数変換され、弱い信号が相対的に強調される。又、包絡線検波器２１８は、対数変換された受信信号に対して包絡線検波を行なって超音波周波数成分を除去し、Ａ／Ｄ変換器２１９は、包絡線検波器２１８の出力信号をＡ／Ｄ変換してＢモード画像信号を生成する。

一方、ＩＱ信号検出部２０５は、基準信号発生器２２０、π／２移相器２２１、ミキサ２２２−１及び２２２−２、ＬＰＦ（ローパスフィルタ）２２３−１及び２２３−２を備え、更に、Ａ／Ｄ変換器２２４−１及び２２４−２、ドプラ信号記憶回路２２５を備えている。そして、超音波の受信信号に対して直交位相検波を行なってＩＱ信号を検出する。

即ち、超音波受信部２０３から供給されるＩＱ信号検出部２０５の入力信号は、ミキサ２２２−１及び２２２−２の第１の入力端子に入力される。一方、この入力信号の中心周波数とほぼ等しい周波数を有し、レートパルス発生器２１１のレートパルスと同期した基準信号発生器２２０の連続波出力は、ミキサ２２２−１の第２の入力端子に直接供給されると共に、π／２移相器２２１に供給され、π／２移相器２２１において位相が９０度シフトされてミキサ２２２−２の第２の入力端子に送られる。そして、ミキサ２２２−１及び２２２−２の出力は、ローパスフィルタ２２３−１及び２２３−２に供給され、ＩＱ信号検出部２０５の入力信号周波数と基準信号発生器２２０の出力信号周波数との和の成分が除去されて差の成分のみが検出される。

次いで、Ａ／Ｄ変換器２２４−１及び２２４−２は、ＬＰＦ２２３−１及び２２３−２の出力信号、即ち、直交位相検波されたアナログ信号をサンプリング周期Ｔｓでサンプリングした後デジタル信号に変換し、ドプラ信号記憶回路２２５に保存する。

この場合、ＩＱ信号検出部２０５は、所定の走査方向に対して行なわれる連続した複数回（Ｌ回）の超音波送受信において得られる受信信号に対して直交位相検波を行なう。そして、この直交位相検波によって得られたＩ成分（ドプラ信号の実数成分）及びＱ成分（ドプラ信号の虚数成分）を順次ドプラ信号記憶回路２２５に保存する。

次に、カラードプラ画像信号生成部２０６は、ＭＴＩフィルタ２２６と、自己相関器２２７と、演算器２２８を備えており、ＩＱ信号検出部２０５のドプラ信号記憶回路２２５に保存されている同一走査方向におけるＬ個のＩＱ信号を用いて周波数解析を行ない、更に、この解析結果に基づいてカラードプラ画像信号を生成する。

前記カラードプラ画像信号生成部２０６のＭＴＩフィルタ２２６は、高域通過用のデジタルフィルタであり、ドプラ信号記憶回路２２５に一旦保存されたＩＱ信号に対して臓器の呼吸性移動や拍動性移動などに起因するドプラ信号成分（クラッタ成分）の除去を行なう。

また、自己相関器２２７は、ＭＴＩフィルタ２２６によって血流情報のみが抽出されたドプラ信号に対して自己相関処理を行ない、演算器２２８は、この自己相関処理結果に基づいて血流の平均流速値や分散値などを２次元的に算出してカラードプラ画像データを生成する。

次に、図1に戻って、画像データ記憶部２０７は、画像信号生成部３１０のＢモード画像信号生成部２０４から走査単位で供給される加温前の参照画像信号や加温中あるいは加温後の治療画像信号を順次蓄積して参照画像データや治療画像データを生成し所定の画像データ記憶領域に保存する。又、画像一致度検出部２３０が検出した参照画像データと治療画像データとの一致度の情報を保存する画像一致度情報記憶領域と、上述の２つの画像データに基づいて得られた体内温度情報を保存する体内温度情報記憶領域を有している。

一方、画像一致度検出部２３０は、図示しない演算回路を備え、加温前の腫瘍部位に対して予め生成された参照画像データと、加温中あるいは加温直後において略リアルタイムで生成された治療画像データとの相互相関係数を算出する。この場合、治療画像データの加温部位を除いた領域における画像データと、この領域と同一の領域における参照画像データとの相互相関演算を行なう。

上記相互相関演算による画像一致度の検出方法につき図３を用いて説明する。図３（ａ）において、参照画像データの画素（ｐ、ｑ）における信号強度をＡ（ｐ、ｑ）、治療画像データの画素（ｐ、ｑ）における信号強度をＢ（ｐ、ｑ）とすれば、これらの画像データ間の相互相関係数α_ＡＢ（ｋ、ｓ）は次式（１）によって求めることができる。

超音波プローブ２０１を任意の方向（例えばｐ方向）に移動させながらリアルタイムで生成された治療画像データと予め保存された参照画像データに対して、上式（１）の相互相間演算を行なった結果、図３（ｂ）に示すようにｋ＝ｋ１においてα_ＡＢ（ｋ、ｓ）が最大値をもつ場合には、この位置で得られた治療画像データと参照画像データの画像間ズレは最小となり、このとき上述の２つの画像データは同一部位において生成されたものと見なすことができる。但し、図３（ｂ）では、説明を簡単にするためにｐ方向の画像間ズレについてのみ示したが、実際にはｑ方向やｐ−ｑ平面に垂直な方向（スライス方向）においても移動させながら相互相関演算を行ない、相互相関係数が最大となる治療画像データの画像断面位置を検出する。

一方、温度推定部３２０は、逆対数変換器２３１と演算回路２３２を備え、逆対数変換器２３１は、Ｂモード画像信号生成部２０４の対数変換器２１７において対数変換されて生成されたＢモード画像データに対しルックアップテーブルを用いて逆対数変換を行なう。一方、演算回路２３２は、逆対数変換された参照画像データと治療画像データの夫々対応する画素の値に対して差分演算を行ない、更に、超音波送受波方向における各画素の差分データを例えば被検体の体表から温度推定位置に至るまで積算することによって前記温度推定位置の温度を推定する。尚、このとき差分演算に使用される治療画像データは、画像一致度検出部２３０において参照画像データとの相互相関係数が最大となる画像断面で得られた治療画像データが用いられる。

以下、図４を用いて上述の温度推定法の原理を説明する。生体内に照射した超音波が組織の境界面で反射する場合の反射強度（Ｉｘ）は、その境界を形成する2つの組織の各々における音速（Ｃｘ）と密度（ρｘ）の積で定義される音響インピーダンス（Ｚｘ）の差によって決定される。又、音速（Ｃｘ）と密度（ρｘ）は組織の温度（Ｔｘ）に依存し、従がって、組織の温度変化に伴って超音波の反射強度（Ｉｘ）も変化する。

組織の音響インピーダンス（Ｚｘ）の温度依存性は臓器の組織性状によって異なるが、ここでは図４に示すように温度上昇に伴って音響インピーダンスが直線的に増加する場合を例に説明する。即ち、加温しない場合の体温（Ｔｘ＝Ｔ０）における音響インピーダンスをＺｘ＝Ｚ０とし、この体温Ｔ０に対して温度がΔＴ１及びΔＴ２だけ上昇した場合の音響インピーダンスの増加分を夫々ΔＺ０１及びΔＺ０２とする。この場合、Ｋ１を音響インピーダンスと温度との関係を決定する定数とすれば、ΔＺ０１＝Ｋ１ΔＴ１、ΔＺ０２＝Ｋ１ΔＴ２の関係が成り立つ。

一方、図５は、超音波が反射する生体組織を模式的に示した図であり、加温前（Ｔｘ＝Ｔ０）において音響インピーダンスがＺ０、Ｚ０＋ΔＺ１，及びＺ０＋ΔＺ２の領域Ａ１乃至Ａ３を有した組織に対して加温を行なった場合、領域Ａ１乃至Ａ３における温度はＴ０、Ｔ０＋ΔＴ１，及びＴ０＋ΔＴ２に変化し、音響インピーダンスは夫々Ｚ０、Ｚ０＋ΔＺｈ１，及びＺ０＋ΔＺｈ２に変化する。ここで、Ｚ０》ΔＺ１、ΔＺ２及びＴ０》ΔＴ１，ΔＴ２ならば、上記ΔＺｈ１，及びΔＺｈ２は式（２）によって示される。

このような組織モデルにおいて加温前の領域Ａ１と領域Ａ２の境界Ｂ１における反射強度Ｉ１及び領域Ａ２と領域Ａ３の境界Ｂ２における反射強度Ｉ２はＫ２を定数とすれば次式（３）で示される。

同様にして加温後の加温後の境界Ｂ１における反射強度Ｉｈ１及び境界Ｂ２における反射強度Ｉｈ２は次式（４）で示される。

従がって、境界Ｂ１における参照画像データの反射強度Ｉ１と治療画像データの反射強度Ｉｈ１の差ΔＩ１、及び境界Ｂ２における参照画像データの反射強度Ｉ２と治療画像データの反射強度Ｉｈ２の差ΔＩ２は夫々下式（５）のようになる。

即ち、領域Ａ２及び領域Ａ３における温度上昇分ΔＴ１及びΔＴ２は
ΔＴ１＝２ΔＩ１／Ｋ１、ΔＴ２＝２（ΔＩ１＋ΔＩ２）／Ｋ１によって推定することが可能となる。

同様にして図示しない領域Ａ４以降の温度上昇分ΔＴ３、ΔＴ４・・・についてもΔＴ３＝２（ΔＩ１＋ΔＩ２＋ΔＩ３）／Ｋ１、ΔＴ４＝２（ΔＩ１＋ΔＩ２＋ΔＩ３＋ΔＩ４）／Ｋ１、・・・によって求めることができる。

但しＫ＝Ｋ１＊Ｋ２であり、この定数は例えばサーミスタを組織内に注入して収集された基礎データに基づいて予め設定することが可能であり、又、蓄積された多くの臨床データに基づいて設定してもよい。

図６は、超音波送受波方向における加温前後の超音波反射強度と体内温度の関係を模式的に示した図であり、図６（ａ）は音響インピーダンスの異なる組織の境界面位置を示す反射体モデルを、又、図６（ｂ）及び（ｃ）は加温前の反射強度（Ｉ）と加温後の反射強度（Ｉｈ）を示している。更に、図６（ｄ）は、加温前後の反射強度の差分（Ｉｈ−Ｉ）を、図６（ｅ）は、前記差分を超音波送受波方向に順次積分することによって得られる温度推定値の分布を示している。

再び図1に戻って、表示部２０８は、図示しない表示用画像データ生成回路と、変換回路と、カラーモニタを備え、画像データ記憶部２０７に保存されたＢモード画像データやカラードプラ画像データの表示を行なう。特に、治療画像データと参照画像データの一致度情報や治療画像データと参照画像データの比較によって推定された２次元の体内温度分布を治療画像データに重畳表示する。

即ち治療画像データと画像一致度情報、あるいは治療画像データと体内温度分布情報は、表示部２０８の表示用画像データ生成回路において、操作部２０９から入力された付帯データと共に合成される。そして、合成された表示用画像データは、変換回路においてＤ／Ａ変換とテレビフォーマット変換が行なわれて映像信号に変換され、カラーモニタに表示される。

次に、操作部２０９は、操作パネル上にキーボード、トラックボール、マウス等の入力デバイスと表示パネルを備え、患者情報、画像データ収集モード、更には各種コマンド信号の入力が行なわれる。そして、システム制御部２１０は、操作部２０９からの指示信号に基づいて、送受信部３００、画像信号生成部３１０、画像一致度検出部２３０、温度推定部３２０、更には表示部２０８などの各ユニットの制御やシステム全体の制御を統括して行なう。

（体内温度の推定手順）
次に、本実施例における超音波診断装置１００の基本動作と、この超音波診断装置１００による体内温度の推定手順につき図１乃至図８を用いて説明する。尚、図７は、本実施例における体内温度の推定手順を示すフローチャートである。

被検体に対する超音波検査に先だって、操作者は、操作部２０９の入力デバイスを用いて患者ＩＤなどの患者情報、走査モード、画像データ収集モード、表示モード等の入力や設定を行なう。この場合、走査モードとしてセクタ走査が、画像データ収集モードとしてＢモード画像データの収集モードが選択される。（図７のステップＳ１）。

（参照画像データの生成と保存）
これらの初期設定が完了したならば、被検体の腫瘍部位における加温前のＢモード画像データを参照画像データとして生成する。即ち、システム制御部２１０は、図２に示した超音波送信部２０２のレートパルス発生器２１１に対して送信制御信号を供給し、レートパルス発生器２１１は、システム制御部２１０からの制御信号に同期して被検体に放射する超音波パルスの繰り返し周期を決定するレートパルスを送信遅延回路２１２に供給する。

次いで、送信遅延回路２１２は、所定の深さに超音波を集束するための集束用遅延時間と、第１の走査方向（θ１）に超音波を送信するための偏向用遅延時間をレートパルスに与え、このレートパルスをパルサ２１３に供給する。そして、パルサ２１３は、レートパルスの駆動によって生成される駆動信号を、ケーブルを介して超音波プローブ２０１におけるＮ個の圧電振動子に供給し、被検体のθ１方向に超音波パルスを放射する。

被検体に放射された超音波パルスの一部は、音響インピーダンスの異なる臓器間の境界面あるいは組織にて反射する。そして、被検体の組織や血球にて反射した超音波反射波（受信超音波）は、超音波プローブ２０１の圧電振動子によって受信されて電気信号（受信信号）に変換され、この受信信号は、超音波受信部２０３におけるＮチャンネルの独立なプリアンプ２１４にて増幅されてＮチャンネルの受信遅延回路２１５に送られる。

受信遅延回路２１５は、所定の深さからの超音波を収束するための集束用遅延時間と、前記第1の走査方向に強い受信指向性をもたせて受信するための偏向用遅延時間を前記受信信号に与えた後、加算器２１６に供給する。そして、加算器２１６は、受信遅延回路２１５から出力されるＮチャンネルの受信信号（ＲＦ信号）を加算合成し、１つの受信信号（ＲＦ信号）に纏めた後、Ｂモード画像信号生成部２０４とＩＱ信号検出部２０５に供給する。

そして、Ｂモード画像信号生成部２０４に供給された加算器２１６の出力信号は、対数変換、包絡線検波、Ａ／Ｄ変換がなされた後、図１の画像データ記憶部２０７おけるＢモード画像データ記憶領域に一旦保存される。

尚、超音波受信部２０３における加算器２１６の出力は、ＩＱ信号検出部２０５においてＩＱ信号に変換され、カラードプラ画像信号生成部２０６は前記ＩＱ信号に基づいてカラードプラ画像信号の生成を行なうが、カラードプラ画像信号の生成は本実施例では必ずしも必要としないため詳細な説明は省略する。

次いで、システム制御部２１０は、第２の走査方向乃至第Ｍの走査方向に対しても同様な超音波送受信を行なう。そして、このとき得られたＢモード画像信号は、画像データ記憶部２０７におけるＢモード画像データ記憶領域に順次保存される。即ち、画像データ記憶部２０７では第１の走査方向乃至第Ｍの走査方向において収集されたＢモード画像信号が順次保存されて１画像分のＢモード画像データが生成される
以上の手順を繰り返して時系列的に生成された複数枚のＢモード画像データは表示部２０８において略リアルタイム表示される。このとき、システム制御部２１０は、画像データ記憶部２０７からＢモード画像データを読み出して図示しない表示用画像データ生成部の記憶回路に一旦保存した後、変換回路においてＤ／Ａ変換とＴＶフォーマット変換を行ないカラーモニタに表示する。

一方、操作者は、表示部２０８に表示されるＢモード画像データを観察しながら超音波プローブ２０１を被検体の体表面において移動させ、腫瘍部位に対する画像断面の最適位置を設定する。そして、システム制御部２１０は、この最適位置において得られたＢモード画像データを参照画像データとして画像データ記憶部２０７の参照画像データ記憶領域に保存する（図７のステップＳ２）。

（腫瘍部位に対する加温）
次に、被検体の腫瘍部位に対して加温治療が行なわれる。本実施例では、予め被検体の体表（腹壁）に穿刺されたトラカールを介して腹腔内に挿入された筒状のアプリケータを用いて腫瘍部位の加温を行なう、所謂マイクロ波治療を例に説明するが、この方法に限定されるものではなく、ＲＦ波や超音波の照射等他の加温方法であってもよい。

この場合、アプリケータの先端部にはマイクロ波発生部が内蔵され、このマイクロ波発生部とマイクロ波発信器はアプリケータの内部を挿通する中継ケーブルによって接続される。そして、操作者は、トラカールを介してアプリケータの先端部を腫瘍部位の略中央部に挿入した後、マイクロ波発信器から出力される駆動信号をマイクロ波発生部に供給してマイクロ波を照射し、腫瘍部位の加温を行なう（図７のステップＳ３）。

（治療画像データの生成及び参照画像データとの一致度の計測）
一方、超音波診断装置１００は、加温が開始されてから所定時間後の腫瘍部位におけるＢモード画像データ（治療画像データ）を、上述の加温前におけるＢモード画像データの生成と同様の手順によって生成し、画像データ記憶部２０７の治療画像データ記憶領域に一旦保存する（図７のステップＳ４）。

一方、画像一致度検出部２３０は、画像データ記憶部２０７の参照画像データ記憶領域に保存されている参照画像データとリアルタイムで得られる上記加温後の治療画像データを読み出し、図３に示した相互相関処理によって画像データ間の一致度を検出する。このとき表示部２０８のカラーモニタには図８に示すように、例えば治療画像データが表示部２０８のカラーモニタにリアルタイム表示され、この治療画像データには、腫瘍部位４０１と加温領域（即ち、加温によって超音波反射強度が増大した領域）４０２が示されている。又、相互相関係数の値によって決定される一致度指数に対応したカラーバー４０４が表示されている。

表示された治療画像データにおいて、操作者は加温領域４０２から離れた領域に、例えば４つの一致度検出領域４０４−１乃至４０４−４を設定する。但し、この一致度検出領域４０４−１乃至４０４−４はステップＳ１の初期設定時に予め設定し、治療画像データが表示された時点でその位置を更新させてもよい。

次に、画像一致度検出部２３０は、設定あるいは更新された一致度検出領域４０３−１乃至４０３−４における治療画像データと参照画像データとの間で相互相関係数を算出し、その値に対応した色調を前記一致度検出領域４０３−１乃至４０３−４の各々に表示する（図７のステップＳ５）。

この一致度情報も治療画像データと同様に略リアルタイムで表示部２０８に表示される。従がって、操作者は、上述のステップＳ４とステップＳ５を繰り返し、一致度検出領域に表示される色調を観察しながら超音波プローブ２０１の位置を微調整させて参照画像データと同一画像断面における治療画像データの収集を行なう（図７のステップＳ４乃至ステップＳ６）。このとき、４つの一致度検出領域４０３−１乃至４０３−４の何れかにおいて低い一致度指数の色調が表示された場合には、超音波プローブ２０１を煽ることによって最適な画像断面を設定することができる。

（温度の推定と表示）
参照画像データと同一な治療画像データの画像断面が設定されたならば、この画像断面にて得られる治療画像データと参照画像データを用いて加温領域４０２における温度の推定を行なう。即ち、温度推定部３２０は、画像データ記憶部２０７に保存されている参照画像データと治療画像データを読み出して逆対数変換器２３１に供給し、各々の画素値を逆対数変換する。

一方、温度推定部３２０の演算回路２３２は、逆対数変換された参照画像データと治療画像データに対して、既に図６において述べたように互いに対応した画素における画素値の差分値を求め（図７のステップＳ７）、更に、この差分値を超音波送受波方向において、例えば体表から温度推定位置に至るまで順次積分することによって前記温度推定位置の温度を推定する（図７のステップＳ８）。

このような演算を治療画像データの所望の領域における複数の温度推定位置に対して行ない、得られた温度情報を治療画像データに重畳してカラーマップ表示する（図７のステップＳ９）。尚、本実施例では、温度情報と治療画像データがリアルタイムで重畳表示されるため、治療画像データの表示と腫瘍部位に対する加温を並行して行なうことにより、腫瘍部位やその周辺における温度変化をリアルタイムで観察することが可能となる。

（変形例）
次に、本実施例の変形例について説明する。上述の実施例における参照画像データ及び治療画像データの画像断面の設定では、予め選択された参照画像データとの相互相関係数が最大となるように治療画像データの画像断面位置を設定したが、この変形例では、所望の治療画像データとの相互相関係数が最大となるような参照画像データを予め得られた加温前の３次元Ｂモード画像データの中から自動抽出して生成する。

この３次元Ｂモード画像データは、例えば、超音波プローブ２０１をマニュアルあるいは機械的に画像断面と直角の方向（スライス方向）に移動させるか、あるいは電気音響変換素子が２次元配列された２次元アレイ超音波プローブを用いることによって得られ、画像データ記憶部２０７のＢモード画像データ記憶領域に保存される。

次いで、保存された３次元Ｂモード画像データの中から前記治療画像データとの一致度が最大となる２次元Ｂモード画像データを自動抽出し、参照画像データとして設定する。この変形例の方法は、超音波プローブ２０１を被検体の体表面における同一部位に固定したまま参照画像データと治療画像データの収集を行なう場合のように、画像間のズレが比較的少ない場合に好適である。

以上述べた本実施例によれば、加温前の参照画像データと加温中あるいは加温後の治療画像データにおける画素値の差分情報に基づいて体内温度を推定しているため、演算に要する時間が短く、従がって体内の２次元温度分布をリアルタイムで観察することが可能となる。又、温度情報が重畳表示された治療画像データがリアルタイム表示されるため、腫瘍部位における治療画像データの生成と加温治療を並行して行なうことにより、腫瘍部位やその周辺における温度変化をリアルタイムで観察することができる。

一方、本実施例の変形例によれば、治療画像データと同一の断面における参照画像データは、加温前に予め収集された３次元画像情報の中から自動的に抽出して生成することができるため操作者の負担を大幅に軽減することが可能となる。

以上、本発明の実施例について述べてきたが、本発明は上述の実施例に限定されるものでは無く、変形して実施することが可能である。例えば、画像一致度の検出は、Ｂモード画像信号生成部から得られた画像信号（画像データ）を用いて行なったが、超音波受信部の出力信号であるＲＦ信号やＩＱ信号検出部の出力信号であるＩＱ信号を用いてもよい。

一方、上述の実施例において、検出された一致度情報を治療画像データに重畳表示したが参照画像データに重畳表示してもよい。又、このときの一致度検出領域は加温の影響が及ばない腫瘍周囲の全領域において行なってもよい。この場合、演算時間は増大するが、より正確な一致度情報を得ることができる。

更に、２次元アレイプローブを用いた場合には、３次元画像情報を短時間で得ることができるため、参照画像データと同一な画像断面における治療画像データを予め収集された３次元治療画像データの中から自動抽出して生成してもよい。

又、本実施例における温度推定部の演算回路は、参照画像データ及び治療画像データにおいて発生しているスペックル雑音を低減するためのフィルタリング処理を各々の画像データに対して行なった後、各画素値の差分演算を行なってもよい。

ところで、上述の実施例では画素値の差分演算によって温度変化量を推定する場合について述べたが、加温しない部位における温度に上記温度変化量を合成することによって加温部の絶対温度あるいは絶対温度分布を推定することも可能である。この場合の加温しない部位における温度は、予め設定した平均体温（例えば、３６．５℃）を用いてもよいが、被検体に対して事前に計測して得られた温度を用いてもよい。

本発明の実施例における超音波診断装置の全体構成を示すブロック図。 同実施例における送受信部及び画像デ信号生成部の構成を示すブロック図。 同実施例における画像一致度の検出方法を示す図。 生体軟部組織における音響インピーダンスの温度依存性を示す図。 超音波が反射する生体組織の模式図。 本発明の実施例における加温前後の超音波反射強度と体内温度の関係を模式的に示す図。 同実施例における体内温度の推定手順を示すフローチャート。 同実施例の表示部において、治療画像データと参照画像データとの一致度を検出するための一致度検出領域が重畳表示された治療画像データを示す図。 本発明に対する従来技術を示す図。

符号の説明

１００…超音波診断装置
２０１…超音波プローブ
２０２…超音波送信部
２０３…超音波受信部
２０４…Ｂモード画像信号生成部
２０５…ＩＱ信号検出部
２０６…カラードプラ画像信号生成部
２０７…画像データ記憶部
２０８…表示部
２０９…操作部
２１０…システム制御部
２３０…画像一致度検出部
２３１…逆対数変換器
２３２…演算回路
３００…送受信部
３１０…画像信号生成部
３２０…温度推定部

Claims (13)

1. 被検体に対して超音波の送受波を行なう圧電振動子を備えた超音波プローブと、
   前記圧電振動子から超音波を送波させるための駆動信号を前記圧電振動子に送信するとともに、前記圧電振動子の超音波の受波により発生する電気信号を受信する送受信手段と、
   この送受信手段によって得られた受信信号から画像データを生成する画像データ生成手段と、
   異なる時点における前記被検体の略同一の部位に対して、前記画像データ生成手段により生成された第1の画像データと第２の画像データを比較することによって前記被検体の部位の少なくとも一部の温度に関する温度情報を求める温度推定手段と、
   この温度推定手段によって求められた温度情報を表示する表示手段を備えたことを特徴とする超音波診断装置。
2. 前記温度情報は、前記被検体の加温された部分に対する温度変化であ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. 前記被検体の加温されていない部分の温度を取得するための温度取得手段を備え、前記温度情報は、前記温度取得手段によって取得された加温されていない部分の温度に、前記被検体の加温された部分の温度変化を加えることによって求められた絶対温度であることを特徴とする請求項１に記載の超音波診断装置。
4. 前記画像データ生成手段は、Ｂモード画像データを生成することを特徴とする請求項１記載の超音波診断装置。
5. 異なる時点に前記受信信号から生成される少なくとも２つの画像データの前記被検体に対する位置の一致度を検出するための画像一致度検出手段と、
   前記一致度を表示する一致度表示手段を備えることを特徴とする請求項１記載の超音波診断装置。
6. 前記画像一致度検出手段は、前記少なくとも２つの画像データの相互相関処理によって一致度を検出することを特徴とする請求項５記載の超音波診断装置。
7. 前記画像一致度検出手段は、ＲＦ信号又はＩＱ信号の相互相関処理によって一致度を検出することを特徴とする請求項５記載の超音波診断装置。
8. 前記画像一致度検出手段は、前記所定部位への加温前と加温中又は加温後の画像データの一致度を検出するものであり、加温部位の周囲の領域にて一致度を検出することを特徴とする請求項５記載の超音波診断装置。
9. 前記温度推定手段は、前記第１の画像データと前記第２の画像データの画素における画素値の差分データを、超音波送受波方向に温度推定点に至るまで所定区間積算することによって前記温度推定点における温度を推定することを特徴とする請求項１記載の超音波診断装置。
10. 前記温度推定手段は、複数の温度推定点における温度を推定し、２次元の温度分布データを生成することを特徴とする請求項１又は請求項７に記載した超音波診断装置。
11. 前記第１の画像データは２次元画像データであって、前記第２の画像データは前記画像データ生成手段が生成した３次元画像データの中から抽出された２次元画像データであることを特徴とする請求項１記載の超音波診断装置。
12. 前記表示手段は、前記温度推定手段によって得られた温度情報を前記画像データに重畳して表示することを特徴とする請求項１記載の超音波診断装置。
13. 前記表示手段は、前記温度推定手段によって得られた温度情報と前記画像データを重畳して略リアルタイムで表示することを特徴とする請求項１記載の超音波診断装置。

Images