JP2006136441A - Apparatus and method for ultrasonic irradiation - Google Patents

Apparatus and method for ultrasonic irradiation Download PDF

Info

Publication number
JP2006136441A
JP2006136441A JP2004327260A JP2004327260A JP2006136441A JP 2006136441 A JP2006136441 A JP 2006136441A JP 2004327260 A JP2004327260 A JP 2004327260A JP 2004327260 A JP2004327260 A JP 2004327260A JP 2006136441 A JP2006136441 A JP 2006136441A
Authority
JP
Grant status
Application
Patent type
Prior art keywords
ablation
position
image data
ultrasonic
interest
Prior art date
Legal status (The legal status 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 status listed.)
Pending
Application number
JP2004327260A
Other languages
Japanese (ja)
Inventor
Yoshiharu Ishibashi
義治 石橋
Original Assignee
Toshiba Corp
Toshiba Medical Systems Corp
東芝メディカルシステムズ株式会社
株式会社東芝
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

Links

Images

Abstract

<P>PROBLEM TO BE SOLVED: To provide an ultrasonic irradiation apparatus and an ultrasonic irradiation method efficiently performing safe ultrasonic irradiation when ultrasonic waves for cautery are irradiated to a treatment object portion in an organism. <P>SOLUTION: A cautery position calculating section 562 calculates a cautery position of a cautery plan based on a region of interest set in the treatment object portion of three-dimensional ultrasonic image data obtained by using an imaging conversion element 52. Then, when the treatment object portion is cauterized based on the calculated cautery position, a moving information detecting section 57 measures spatial deviation (moving information) of the cautery position between volume data immediately after the cauterization to the predetermined cautery position obtained by using the imaging conversion element 52 and the cautery position of each of the volume data immediately before the cauterization to a next cautery position. An ROI (Region Of Interest) correcting section 563 corrects the position of the region of interest based on the moving information, and the cautery position calculating section 562 corrects the cautery position based on the corrected region of interest. <P>COPYRIGHT: (C)2006,JPO&NCIPI

Description

本発明は、生体の治療対象部位に対して超音波の照射を行なう超音波照射装置及び超音波照射方向に関する。 The present invention relates to an ultrasonic irradiation apparatus and ultrasonic wave irradiation direction carried out by irradiating the ultrasonic waves to the target site to be treated of a living body.

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、悪性腫瘍治療の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。 In recent years, aggressive attempts to minimally invasive treatment have also been made in the minimally invasive treatment and which treatment method is attracting attention is called, the field of treatment of malignant tumors. 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、たとえ生命を長ら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。 In particular, in the case of malignant tumors, rely much of its treatment surgery, treatment with conventional surgery, i.e., in the case of a wide range of tissue ablation is the original function and appearance with its organ often impair the form of above large, it will give a heavy burden on patients as likened Nagarae life.

又、癌領域に穿刺した穿刺針からエタノールを注入し癌組織を壊死させる経皮的エタノール注入療法や、穿刺針を介してマイクロ波やラジオ波を照射することによって癌組織の熱変性を惹起し、癌細胞を殺傷する穿刺療法が開発されている。 Moreover, and percutaneous ethanol injection therapy for necrosis injected with cancer tissue ethanol from puncture needle punctures in oncology, elicit thermal denaturation of cancerous tissue by applying a microwave or radio waves via the puncture needle , puncture therapy to kill cancer cells have been developed. しかしながら、上述の経皮的エタノール注入療法や穿刺療法では、癌細胞に穿刺針を刺す必要があるため侵襲的であり、更に、癌細胞が播種する可能性が指摘されている。 However, percutaneous ethanol injection therapy or puncture therapy described above, are invasive because of the need to pierce the puncture needle into the cancer cells it is further pointed out the possibility of seeding cancer cells.

このような従来の外科的治療に対してQOL(quality-of-life)を考慮した最小侵襲治療装置の開発が強く望まれており、例えば、癌組織に対して体外から電磁波等を照射することによって加熱し、アポトーシスを誘導させて壊死に導く加温治療法(ハイパーサーミア療法)が開発されている。 Such and is strongly desired the development of conventional minimally invasive therapy system considering QOL (quality-of-life) relative to the surgical treatment, for example, by irradiating the electromagnetic waves from outside the body to cancer tissue heating, warming therapy leads to necrosis by inducing apoptosis (hyperthermia therapy) has been developed by. これは、癌組織と正常組織の熱感受性の違いを利用し、病巣部近傍を約42.5℃に加温・維持することにより癌細胞のみを選択的に死滅させる治療法であり、特に、生体内深部の癌組織に対しては、深達度に優れた超音波エネルギーを利用する方法が提案されている。 It utilizes the difference in heat sensitivity of cancer and normal tissue, is a therapy to selectively kill only cancer cells by heating and maintaining the vicinity of lesions in about 42.5 ° C., in particular, for cancer tissue in vivo deep, a method of utilizing ultrasonic energy having excellent penetration depth has been proposed.

一方、上述の加温治療法を更に進めて、大型のピエゾ素子によって発生した超音波エネルギーを治療対象部位に集束させて加熱することにより短時間で熱変性壊死(以下では、焼灼と言う。)させる治療法も提案されている。 On the other hand, further promoting warming therapy methods described above, heat denaturation necrosis in a short time by heating by focused ultrasound energy generated by large piezoelectric elements in the treatment target site (hereinafter referred to as ablation.) It has also been proposed treatment method in which. この治療法によれば、超音波のエネルギーの集束によって幅1〜3mm程度の限局した領域のみを60℃以上に加温して数秒以内で焼灼することが可能であり、主に、肝腫瘍、乳腺腫瘍、子宮筋腫、脳腫瘍及び前立腺腫瘍への適応が検討されている。 According to this treatment, it is possible to cauterize only the localized regions having a width of about 1~3mm by the focusing of the ultrasound energy to 60 ° C. or higher warmed within seconds, mainly, liver tumor, mammary tumors, uterine fibroids, adaptation to brain tumors and prostate tumors have been studied. 更に、固定焦点法が採用されていた当初の方法における使い難さを解消するために、複数個の超音波発生素子(超音波変換素子)と位相制御された駆動源を用いた電子制御法により、焼灼位置を任意に形成するための方法や所望の焦点サイズ及び焦点形状を形成するための方法が提案されている(例えば、特許文献1参照)。 Furthermore, in order to eliminate the use difficulty in the original method of fixed focus method has been adopted, by a plurality of ultrasonic generating elements (ultrasonic transducer) and the electronic control method using a phase-controlled driving source a method for forming a method and desired focal spot size and focal shape for arbitrarily form an ablation position has been proposed (e.g., see Patent Document 1).

この治療法では、X線CT装置、MRI装置あるいは超音波診断装置等の医用画像診断装置を用いて得られた画像データにおける治療対象部位に対して上述の焦点位置に対応したマーカあるいは関心領域(ROI)等を重畳表示することにより、焼灼位置の精度を向上させる方法も検討されている。 In this treatment, X-rays CT apparatus, MRI apparatus or an ultrasonic diagnosis apparatus or the like medical image diagnostic marker corresponding to the focal position of the above device relative to the target site to be treated in the image data obtained using or region of interest ( by superimpose ROI) or the like, a method to improve the accuracy of the ablation position has also been studied.

一方、上述の集束超音波による焼灼効果のモニタリングを目的とした各種方法が提案されており、例えば、ダイナミックCT撮像法や超音波造影法によれば、血管が造成した焼灼前の腫瘍に対し血流が途絶した焼灼後の腫瘍部位を明瞭に観測することが可能となる。 On the other hand, various methods for monitoring ablation effect by focused ultrasound above the purpose have been proposed, for example, according to the dynamic CT imaging method and ultrasonic imaging method, blood to the tumor before cauterization vessel was constructed flow it is possible to clearly observe the tumor site after cauterization was disrupted. 又、熱変性壊死領域内の水分減少に着目したMRIによるモニタリングも有効であり、更に、MRIによる体内温度計測によって熱変性壊死温度以上に上昇した領域を画像化することによって焼灼効果を間接的に確認する方法も提案されている。 Also, monitoring by MRI focused on water reduction of heat denaturation necrotic area is also effective, further indirectly the ablation effect by imaging the elevated area above the thermal denaturation necrosis temperature by the body temperature measurement by MRI how to check has also been proposed.

又、最近では、熱変性壊死領域を画像化する手法として、非変性壊死領域との組織の弾性率の違いに着目した超音波による弾性イメージング法がある(例えば、特許文献2参照。)。 Further, recently, as a technique for imaging the thermal denaturation necrosis region, there is elasticity imaging method by ultrasonic wave focused on the difference of the elastic modulus of the tissue of the non-denaturing necrotic areas (e.g., see Patent Document 2.). この弾性イメージング法では、焼灼部位を含めた観測対象領域に対して微弱な低周波振動を与え、焼灼部位及びその周辺臓器の低周波振動に伴う移動速度あるいは移動変位を算出することによって、組織弾性率に関する情報を画像化している。 In this elastic imaging method, by calculating the weak give low frequency vibration, the moving speed or the moving displacement caused by the low frequency oscillation of the ablation site and surrounding organs against observation target region including the ablation site, tissue elasticity information on rates are imaged. 一般に、熱変性壊死した組織はたんぱく質が変性していることや正常組織と比べて水分が減少していることから、所謂硬い組織になっている。 In general, heat denaturation necrotic tissue from the moisture in comparison with that or normal tissues protein is denatured is reduced, which is so-called hard tissue. このため、超音波による弾性イメージング法を適用することによって、熱変性壊死した領域が硬い組織として描出することが出来る。 Therefore, by applying the elastic imaging method using ultrasonic waves, it is possible to heat denaturation necrotic area is visualized as a hard tissue.
特開平6−78930号公報 JP 6-78930 discloses 特開2004−57653号公報 JP 2004-57653 JP

しかしながら、上述の治療法では、操作者はモニタリング用の医用画像データを観測することにより実際の焼灼部位と焼灼計画の焼灼位置を確認し、呼吸性移動や体動等に伴って上述の焼灼部位と焼灼位置との間に許容できない差異が発生した場合には焼灼を一時中断して焼灼計画の再設定を行なってきた。 However, in the above treatment, the operator medical image data to check the ablation position of the actual ablation site and ablation planning by observing the ablation site described above in accordance with the respiratory movement or body motion or the like for monitoring unacceptable difference between the ablation position in case of occurrence has performed reset of the ablation plan to suspend the ablation. このため、治療に要する時間が増大するのみならず操作者に対して大きな負担を与えていた。 For this reason, it had given a big burden on become not only the operator time required for treatment is increased.

一方、腎臓や尿管/尿道に発生した結石を強力な衝撃波によって破砕する体外衝撃波結石破砕装置では、破砕対象の結石に呼吸等に起因する移動が発生した場合、モニタリング用の超音波走査によって得られた結石からの反射波によって移動後の結石の位置を検出し、この位置情報に基づいて衝撃波の照射方向及び照射距離を修正する所謂「自動追尾法」が開発されている。 On the other hand, in extracorporeal shock wave lithotripsy device for crushing by a strong shock wave calculus generated in the kidney and ureter / urethra, when moving due to respiration or the like calculus crushing object is generated, obtained by ultrasonic scanning for monitoring detecting the position of the calculus after movement by the reflection wave from the obtained stones, the so-called "automatic tracking method" to fix the irradiation direction and irradiation distance of the shock wave on the basis of the location information have been developed. しかしながら。 However. 腫瘍に対して焼灼治療を行なう場合、比較的広範囲に存在する病巣部を焼灼する必要があり、しかも、病巣部からの反射波強度は正常組織からのものと比較して顕著な差異は無いため、上述の自動追尾法を適用することは困難である。 When performing an ablation treatment for tumors, a relatively wide range need to cauterize the lesion portion present, moreover, since the reflected wave intensity from the lesion is not significant difference as compared with those from normal tissue , it is difficult to apply the automatic tracking method as described above.

本発明はこのような問題点に鑑みてなされたものであり、その目的は、焼灼用超音波を生体内の治療対象部位に照射する際、治療対象部位の移動情報に基づいて照射計画の焼灼位置を自動更新することにより、安全な超音波照射を効率よく行なうことを可能とした超音波照射装置及び超音波照射方法を提供することにある。 The present invention has been made in view of such problems, and an object, when irradiating the ultrasonic ablation in the treatment target site in vivo, ablation of irradiation plan based on the movement information of the target site to be treated position by automatically updating, it is desirable to provide a an ultrasound irradiation device and an ultrasonic irradiation method to perform efficiently secure ultrasonic irradiation.

前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照射装置は、医用画像データの治療対象部位に対して関心領域を設定する関心領域設定手段と、前記関心領域に基づいて1つ又は複数の焼灼位置を設定する焼灼位置設定手段と、この焼灼位置設定手段によって設定された所定の焼灼位置に対して焼灼用超音波を照射する超音波照射手段と、前記焼灼用超音波が照射された焼灼部位の画像データを生成する画像データ生成手段と、生成された画像データに基づいて前記焼灼部位の移動情報を検出する移動情報検出手段と、前記焼灼部位の移動情報に基づいて前記焼灼位置設定手段が設定した前記焼灼位置を補正する焼灼位置補正手段を有し、前記超音波照射手段は、前記所定の焼灼位置に対する焼灼用超音波の照射に後続して補正さ In order to solve the above problems, an ultrasonic irradiation apparatus of the present invention according to claim 1, the region of interest setting means for setting a region of interest relative to the treated site of the medical image data, based on the region of interest 1 One or a cautery position setting means for setting a plurality of ablation locations, an ultrasonic irradiating means for irradiating the ultrasonic ablation for a given ablation position set by the ablation position setting means, ultrasonic waves for the cautery an image data generation means for generating image data of the illuminated ablation site, the movement information detecting means for detecting the movement information of the ablation site based on the generated image data, on the basis of the movement information of the ablation site has a cauterizing position correcting means for correcting the ablation position setting means has set the ablation position, the ultrasonic wave irradiation means, the correction is to follow the irradiation of ultrasonic ablation for the predetermined ablation position た焼灼位置に対して焼灼用超音波を照射することを特徴としている。 It is characterized by irradiating ultrasonic ablation against ablation positions.

又、請求項10に係る本発明の超音波照射方法は、医用画像データを生成するステップと、前記医用画像データの治療対象部位に対して関心領域を設定するステップと、前記関心領域に基づいて1つ又は複数の焼灼位置を設定するステップと、設定された所定の焼灼位置に対して焼灼用超音波を照射するステップと、前記焼灼用超音波が照射された焼灼部位の画像データを生成するステップと、生成された画像データに基づいて前記焼灼部位の移動情報を検出するステップと、前記焼灼部位の移動情報に基づいて前記焼灼位置設定手段が設定した焼灼位置を補正するステップと、補正された前記所定焼灼位置あるいは他の焼灼位置に対して焼灼用超音波を照射するステップを有することを特徴としている。 The ultrasonic irradiation method of the present invention according to claim 10 includes the steps of generating a medical image data, and setting a region of interest relative to the treated site of the medical image data, based on the region of interest generating and setting one or more ablation position, the step of irradiating the ultrasonic ablation for a given ablation position set, the image data of the ablation site which ultrasonic the ablation is irradiated a step, a step of detecting the movement information of the ablation site based on the generated image data, a step in which the ablation position setting means corrects the ablation position set based on the movement information of the ablation site, corrected It is characterized by having a step of irradiating the ultrasonic ablation to the predetermined ablation position or other ablation positions.

本発明によれば、焼灼用超音波を生体内の治療対象部位に照射する際、治療対象部位の移動情報に基づいて照射計画の焼灼位置を自動更新することにより、安全な超音波照射を効率よく行なうことが可能となる。 According to the present invention, when irradiating the ultrasonic ablation in the treatment target site in vivo, by automatically updating the ablation position of the irradiation plan based on the movement information of the target site to be treated, a safe ultrasonic irradiation efficiency well it becomes possible to do.

以下、図面を参照して本発明の実施例を説明する。 Hereinafter, with reference to the accompanying drawings illustrating the embodiment of the present invention.

本発明の実施例につき図1乃至図7を用いて説明する。 It will be described with reference to attached FIGS. 1 to 7 to an embodiment of the present invention. 本実施例で述べる超音波照射装置では、治療対象部位(腫瘍)の焼灼を目的とした焼灼用超音波の照射を行なうための焼灼用変換素子とイメージング用超音波の送受信を行なうためのイメージング用変換素子がアプリケータ内に一体化して設けられ、上述のイメージング用変換素子によって得られた3次元画像データにおける治療対象部位の情報に基づいて焼灼計画の焼灼位置を設定する。 In ultrasonic irradiation apparatus described in this embodiment, imaging for transmitting and receiving ultrasonic ablation conversion element and imaging for performing irradiation of ablating ultrasound for the purpose of ablating the target site to be treated (tumor) conversion elements are provided integrally in the applicator, to set the ablation position of the ablation plan based on the treated site information in the three-dimensional image data obtained by the above-described imaging transducer.

次に、設定された焼灼計画の焼灼位置に基づいて治療対象部位の焼灼を行なう際に、前記イメージング用変換素子を用いて得られた所定の焼灼位置に対する焼灼直後の3次元画像情報(以下ではボリュームデータと呼ぶ、)と次の焼灼位置に対する焼灼直前のボリュームデータの各々における焼灼部位の空間的なズレ(移動情報)を計測し、呼吸性移動や体動等に起因した位置ズレが発生した場合には計測した移動情報に基づいて前記焼灼計画の焼灼位置を補正する。 Then, when performing ablation of the target site to be treated on the basis of the ablation position of the set ablation plan, the three-dimensional image information immediately after ablation for a given ablation position obtained using the imaging transducer (hereinafter referred to as volume data,) and the spatial displacement of the ablation site in each of the volume data of the immediately preceding ablation for the next ablation position (movement information) measured, misalignment due to respiratory movement or body movement or the like occurs correcting the ablation position of the ablation plan based on the movement information measured when.

尚、本実施例における上記ボリュームデータは超音波弾性イメージング法によって生成される場合について述べるが、この方法に限定されない。 Incidentally, the volume data in the present embodiment is described when produced by ultrasound elastic imaging technique is not limited to this method.

(装置の構成) (Configuration of the apparatus)
図1乃至図6を用いて本発明の実施例における超音波照射装置の構成を説明する。 Illustrating the configuration of an ultrasonic irradiation apparatus in the embodiment of the present invention with reference to FIGS. 図1は、超音波照射装置の全体構成を示すブロック図であり、図2は、この超音波照射装置のアプリケータの構成を示す図である。 Figure 1 is a block diagram showing the entire configuration of an ultrasonic irradiation apparatus, FIG. 2 is a diagram showing the configuration of the applicator of the ultrasonic irradiation device. 又、図3は、アプリケータ内に備えられた2次元配列のイメージング用変換素子及び焼灼用変換素子の具体例を示す図であり、図4は、超音波照射装置100を構成する超音波イメージング装置の構成を示すブロック図である。 Further, FIG. 3 is a diagram showing a specific example of the imaging transducer and the ablation conversion element two-dimensional array provided in the applicator, Figure 4, ultrasound imaging that constitute the ultrasonic wave irradiation apparatus 100 is a block diagram showing the configuration of the apparatus.

図1に示した超音波照射装置100は、生体内の治療対象部位72に対して焼灼用超音波を照射する焼灼用変換素子51と、治療対象部位72あるいは焼灼部位の画像化を目的とした超音波送受信を行なうイメージング用変換素子52と、焼灼用変換素子51に対して駆動信号を供給する焼灼用変換素子駆動部54と、イメージング用変換素子52に対する駆動信号の供給とこのイメージング用変換素子52から得られる受信信号に基づいて治療対象部位72あるいは焼灼部位の画像データを生成する超音波イメージング装置55と、上述の焼灼用変換素子51及びイメージング用変換素子52が設けられ、生体に対する焼灼用超音波の照射あるいはイメージング用超音波の送受信の仲介を行なうアプリケータ53を備えている。 Ultrasonic irradiation apparatus 100 shown in FIG. 1, the ablation conversion element 51 for irradiating ultrasonic cautery with respect to the treatment target site 72 in vivo, for the purpose of treatment target part 72 or the image of the ablation site the imaging transducer 52 for ultrasonic wave transmission and reception, the ablation conversion element driving unit 54 supplies a drive signal to the ablation conversion element 51, and supply the imaging transducer of the drive signal to the imaging transducer 52 an ultrasound imaging device 55 based on the received signal obtained to generate image data of the target site to be treated 72 or ablation site from 52, is provided ablation conversion element 51 and the transducer 52 for imaging the above, for ablation to a living body and a applicator 53 for performing mediating transmission and reception of ultrasonic irradiation or imaging of ultrasound.

又、超音波照射装置100は、超音波画像データ上の治療対象部位72に対して設定された関心領域に基づいて焼灼計画の焼灼位置を設定する焼灼位置設定部56と、所定焼灼位置に対する焼灼の直後に得られたボリュームデータと次の焼灼位置に対する焼灼の直前に得られたボリュームデータの各々における焼灼部位の空間的なズレ(移動情報)を検出する移動情報検出部57を備え、更に、超音波イメージング装置55によって生成された治療対象部位72あるいは焼灼部位の画像データを表示する表示部58と、患者情報の入力や焼灼パラメータの設定、画像表示モードの選択、更には表示部58に表示された3次元画像データ上の治療対象部位に対する関心領域の設定等を行なう入力部59と、超音波照射装置100の上記各ユニッ The ultrasonic irradiation apparatus 100 includes a cauterization position setting unit 56 for setting the ablation position of the ablation plan based on the region of interest set for the target site to be treated 72 in the ultrasound image data, ablation for a given ablation position includes a movement information detecting unit 57 for detecting a spatial displacement of the ablation site (movement information) in each of the volume data obtained immediately before the ablation to the volume data and the next ablation position obtained immediately after, further, a display unit 58 for displaying the image data of the generated target site to be treated 72 or ablation site by ultrasound imaging device 55, setting of the input and ablation parameters of the patient information, the selection of the image display mode, even displayed on the display unit 58 an input unit 59 for performing setting of the region of interest relative to the target site to be treated in the three-dimensional image data, the above-mentioned ultrasonic irradiation apparatus 100 each unit を統括的に制御するシステム制御部60を備えている。 And a system control unit 60 for integrally controlling the.

図2において、アプリケータ53の内部は、生体内の治療対象部位72に対する焼灼用超音波の照射、あるいはイメージング用超音波の送受信を効率よく行なうためのカップリング液65によって満たされ、このカップリング液65には、例えば脱気水が用いられている。 2, the interior of the applicator 53 is filled with a coupling liquid 65 for performing irradiation of ultrasonic ablation, or ultrasonic transmitting and receiving for imaging efficiently to the treatment target site 72 in the body, the coupling the liquid 65, for example, degassed water is used. 又、アプリケータ53の生体との接触部は、生体組織やカップリング液65とほぼ等しい音響インピーダンスと可撓性を有した高分子材料から構成されるカップリング膜66が設けられ、一方、アプリケータ53の上部には、焼灼用変換素子51とイメージング用変換素子52が一体化して設けられている。 Further, the contact portion of the living of the applicator 53, the coupling layer 66 is provided comprised of a polymeric material having a flexibility substantially equal acoustic impedance as the living tissue and the coupling liquid 65, whereas, application At the top of the motor 53, ablation conversion element 51 and the imaging transducer 52 is provided integrally.

即ち、焼灼用超音波やイメージング用超音波は、生体組織とほぼ等しい音響特性を有するカップリング液65やカップリング膜66を介して生体内に照射あるいは送受信される。 That is, ultrasonic ultrasound or imaging ablation is irradiated or transceiver into a living body via a coupling liquid 65 and the coupling membrane 66 with a substantially equal acoustic characteristics and biological tissue. 又、上述のカップリング液65は、焼灼用変換素子51が駆動される際に発生する熱を冷却し生体への伝導を防止する断熱機能を有している。 Further, the coupling liquid 65 described above, the ablation conversion element 51 has a heat insulating function of preventing conduction of the heat generated when it is driven to chilled vivo.

図3は、上述のアプリケータ53の上部に装着された焼灼用変換素子51及びイメージング用変換素子52の具体例を示したものであり、アプリケータ53の中心軸をZ軸とした場合、イメージング用変換素子52は、このZ軸に略垂直なX−Y平面の中心部に2次元配列され、更に、イメージング用変換素子52の周囲に焼灼用変換素子51が2次元配列される。 Figure 3 is shows a specific example of ablation conversion element 51 and the imaging transducer 52 is mounted on top of the applicator 53 described above, when the center axis of the applicator 53 and the Z-axis, imaging use conversion element 52, the Z-axis are two-dimensionally arranged in a substantially central portion of the vertical the X-Y plane to further ablation conversion element 51 around the imaging transducer 52 is arranged two-dimensionally. この場合、図3に示すように焼灼用変換素子51の配列間隔は、通常、イメージング用変換素子52の配列間隔より大きく設定される。 In this case, the arrangement interval of the ablation conversion element 51 as shown in FIG. 3 is generally set larger than the array pitch of the imaging transducer 52.

尚、焼灼用変換素子51とイメージング用変換素子52が同種の電気音響変換材料から構成される場合には、焼灼用変換素子51とイメージング用変換素子52を用いて焼灼用超音波を照射してもよい。 Incidentally, when the ablation conversion element 51 and the imaging transducer 52 is comprised of electro-acoustic conversion material of the same kind is irradiated with ultrasonic waves for ablation using ablation conversion element 51 and the imaging transducer 52 it may be.

図1に戻って焼灼用変換素子駆動部54は、生体内の治療対象部位72に対して焼灼用超音波を照射するために2次元配列されたN1個の焼灼用変換素子51に駆動信号を供給する駆動部であり、焼灼用変換素子51の共振周波数に対応した周波数のバースト波を発生するバースト波発生器542と、このバースト波に所定の遅延位相を与える遅延回路543と、前記バースト波を増幅するRFアンプ544と、RFアンプ544の出力信号を焼灼用変換素子51に効率良く供給するためにインピーダンスマッチングを行なうマッチング回路545と、前記バースト波発生器542の出力を制御するバースト波制御回路541を備えている。 Ablating transducer drive unit 54 back to FIG. 1, a drive signal to the N1 ablation conversion element 51 arranged two-dimensionally in order to irradiate the ultrasonic cautery with respect to the treatment target site 72 in the body a driver for supplying a burst wave generator 542 which generates a burst wave of a frequency corresponding to the resonant frequency of the ablation conversion element 51, a delay circuit 543 to provide a predetermined delay phase to the burst wave, the burst wave an RF amplifier 544 for amplifying a, a matching circuit 545 for performing impedance matching in order to efficiently supply the ablation conversion element 51 the output signal of the RF amplifier 544, a burst wave control for controlling the output of the burst wave generator 542 and it includes a circuit 541. 尚、N1個の焼灼用変換素子51が用いられる場合には、遅延回路543、RFアンプ544及びマッチング回路545はN1チャンネルから構成される。 Incidentally, if the number N1 of ablation conversion element 51 is used, the delay circuit 543, RF amplifier 544 and the matching circuit 545 is composed of N1 channels.

この場合、上述の遅延回路543は、N1個の焼灼用変換素子51から照射される焼灼用超音波を所定の焼灼位置に集束させるために、バースト波発生器542から出力されるバースト波に対して所定の遅延位相を与える。 In this case, the delay circuit 543 described above, in order to focus the ultrasonic ablation irradiated from the N1 ablation conversion element 51 to a predetermined ablation position, with respect to the burst wave output from the burst wave generator 542 give a predetermined delay phase Te. 尚、遅延位相の大きさは、複数個配列された焼灼用変換素子51の各々における中心位置や焦点距離、更には照射方向によって一義的に決定される。 The size of the delay phase, the center position and the focal length in each of the ablation conversion element 51 a plurality sequence further is uniquely determined by the irradiation direction.

一方、バースト波制御回路541は、システム制御部60から供給される焼灼パラメータに基づいて、バースト波発生器542から間歇的に出力されるバースト波の振幅、バースト持続時間Δτ1、バースト間隔(周期)Δτ2の制御を行なう。 On the other hand, the burst wave control circuit 541, based on the ablation parameters supplied from the system control unit 60, a burst wave having an amplitude which is intermittently output from the burst wave generator 542, burst duration Derutatau1, burst interval (cycle) It performs the control of Δτ2.

次に、超音波イメージング装置55の構成につき図4のブロック図を用いて説明する。 Next, it will be described with reference to the block diagram of FIG. 4 per configuration of an ultrasonic imaging apparatus 55. この超音波イメージング装置55は、2次元にN2個配列されたイメージング用変換素子52に対して送受信を行なう送受信部2と、送受信部2から得られた受信信号から3次元Bモード画像データ及び3次元弾性画像データの生成を行なう画像データ生成部4と、送受信部2及び画像データ生成部4に対して、例えば、超音波パルスの中心周波数と略等しい周波数の連続波あるいは矩形波を発生する基準信号発生部1を備えている。 The ultrasonic imaging apparatus 55 includes a transceiver unit 2 for transmitting and receiving with respect to two dimensions the N2 sequence imaged conversion element 52 was a three-dimensional from a received signal obtained from the transceiver unit 2 B-mode image data and 3 an image data generating unit 4 for generating a dimensional elastic image data, with respect to transceiver 2 and the image data generating unit 4, for example, a reference for generating a continuous wave or rectangular wave having substantially the same frequency as the center frequency of the ultrasonic pulses and a signal generation unit 1.

送受信部2は、イメージング用変換素子52から送信超音波を放射するための駆動信号を生成する送信部21と、イメージング用変換素子52から得られるN2チャンネルの受信信号に対して整相加算を行なう受信部22を備えている。 Transceiver 2 includes a transmitter 21 for generating a drive signal for emitting a transmission ultrasonic wave from the imaging transducer 52 performs phasing and adding the received signal of the N2 channels is obtained from the imaging transducer 52 and a receiver 22.

送信部21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、レートパルス発生器211は、送信超音波の繰り返し周期を決定するレートパルスを、基準信号発生部1から供給される連続波あるいは矩形波を分周することによって生成し、このレートパルスを送信遅延回路212に供給する。 Transmitter 21 includes a rate pulse generator 211, a transmission delay circuit 212 includes a pulser 213, a rate pulse generator 211, supplies the rate pulse to determine the repetition period of transmission ultrasonic waves, from the reference signal generating unit 1 generated by dividing a continuous wave or square wave it is, supplies the rate pulse to the transmitting delay circuit 212.

送信遅延回路212は、送信に使用されるイメージング用変換素子52と略同数(N2チャンネル)の独立な遅延回路から構成され、送信において細いビーム幅を得るために所定の深さに送信超音波を集束するための遅延時間と所定の方向に送信超音波を放射するための遅延時間をレートパルスに与え、このレートパルスをN2チャンネルのパルサ213に供給する。 Transmission delay circuit 212 is composed of an independent delay circuit for substantially the same number as the imaging transducer 52 to be used for transmission (N2 channels), the transmission ultrasonic waves at a predetermined depth in order to obtain a narrow beam width in the transmission the delay time for emitting the transmission ultrasonic waves to the delay time and a predetermined direction for focusing applied to the rate pulse, and supplies the rate pulse to the N2 channels pulser 213. そして、パルサ213は、イメージング用変換素子52を駆動するための駆動パルスを前記レートパルスに基づいて生成する。 The pulser 213 generates based on the drive pulse for driving the imaging transducer 52 to the rate pulse.

一方、受信部22は、N2チャンネルから構成されるA/D変換器221及び受信遅延回路222と、加算器223を備えており、イメージング用変換素子52から供給されたN2チャンネルの受信信号はA/D変換器221にてデジタル信号に変換され、受信遅延回路222に送られる。 Meanwhile, the receiving unit 22, an A / D converter 221 and the reception delay circuit 222 composed of N2 channels, and an adder 223, the received signal of the N2 channels supplied from the imaging transducer 52 is A / in D converter 221 is converted into a digital signal and sent to the reception delay circuit 222.

受信遅延回路222は、所定の深さからの超音波反射波を集束するための集束用遅延時間と、所定方向に対して受信指向性を設定するための偏向用遅延時間をA/D変換器221から出力されるN2チャンネルの受信信号の各々に与え、加算器223は、これら受信遅延回路222からの受信信号を加算する。 Reception delay circuit 222, the focusing delay time for focusing ultrasonic waves reflected from a predetermined depth and, deflecting delay time A / D converter for setting the reception directivity with respect to a predetermined direction given to each of the received signals of N2 channels outputted from the 221, the adder 223 adds the received signals from the reception delay circuit 222. 即ち、受信遅延回路222と加算器223により、所定方向から得られたN2チャンネルの受信信号は整相加算される。 That is, the reception delay circuit 222 and the adder 223, the received signal of N2 channels obtained from a predetermined direction are phased and added.

次に、画像データ生成部4は、受信部22の加算器223から出力された受信信号に対してBモードデータを生成するためのBモードデータ生成部41と、前記受信信号に対して直交検波を行なってドプラ信号の検出を行なうドプラ信号検出部42と、検出されたドプラ信号に基づいて弾性データの生成を行なう弾性データ生成部43を備えている。 Then, the image data generating unit 4, a B-mode data generating unit 41 for generating a B-mode data to output the received signal from the adder 223 of the receiving unit 22, quadrature detection to the received signal It includes a Doppler signal detecting section 42 for detecting the Doppler signal, the elasticity data generation unit 43 for generating the elastic data based on the detected Doppler signal by performing.

更に、画像データ生成部4は、上述のイメージング用変換素子52と送受信部2による3次元走査によって得られたBモードデータ及び弾性データを走査方向単位で順次保存してボリュームデータを生成するボリュームデータ生成部44と、このボリュームデータを用いて2次元画像データあるいは3次元画像データを生成するための画像処理を行なう画像データ処理部45を備えている。 Further, the image data generator 4, the volume data generated sequentially stored to the volume data B-mode data and the elasticity data obtained by three-dimensional scanning by the transducer 52 and the receiving section 2 for the above-described imaging in the scanning direction units a generating unit 44, an image data processing unit 45 that performs image processing for generating a two-dimensional image data or three-dimensional image data by using the volume data.

Bモードデータ生成部41は、包絡線検波器411と対数変換器412を備え、包絡線検波器411は、受信部22の加算器223から供給された整相加算後の受信信号を包絡線検波し、この包絡線検波信号は対数変換器412においてその振幅が対数変換される。 B-mode data generating unit 41 includes an envelope detector 411 and logarithmic converter 412, envelope detector 411, an envelope detection of the received signal after phasing addition supplied from the adder 223 of the receiver 22 and, the envelope detection signal amplitude in logarithmic converter 412 is logarithmically converted. 尚、包絡線検波器411と対数変換器412は順序を入れ替えて構成してもよい。 Incidentally, the envelope detector 411 and logarithmic converter 412 may be configured out of sequence.

一方、ドプラ信号検出部42は、π/2移相器421、ミキサ422−1及び422−2、LPF(低域通過フィルタ)423−1及び423−2を備え、受信部22の加算器223から供給される受信信号に対して直交位相検波を行なってドプラ信号のI成分(複素信号の実数成分)及びQ成分(複素信号の虚数成分)を検出する。 On the other hand, the Doppler signal detection unit 42, [pi / 2 phase shifter 421, mixers 422-1 and 422-2, LPF provided with a (low-pass filter) 423-1 and 423-2, an adder 223 of the receiver 22 performing quadrature detection on the received signal supplied from detecting the and Q components (real component of the complex signal) I component of the Doppler signal (imaginary component of the complex signal).

即ち、受信部22から供給されるドプラ信号検出部42の入力信号は、ミキサ422−1及び422−2の第1の入力端子に入力される。 That is, the input signal of the Doppler signal detection unit 42 which is supplied from the reception unit 22 is input to the first input terminal of the mixer 422-1 and 422-2. 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た基準信号発生部1の矩形波は、ミキサ422−1の第2の入力端子に直接供給されると共に、π/2移相器421において位相が90度シフトされてミキサ422−2の第2の入力端子に供給される。 On the other hand, the rectangular wave of the reference signal generator 1 having a frequency substantially equal to the center frequency of the input signal is supplied directly to the second input terminal of the mixer 422, at [pi / 2 phase shifter 421 is phase shifted 90 degrees are supplied to the second input terminal of the mixer 422-2. そして、ミキサ422−1及び422−2の出力は、LPF423−1及び423−2に供給され、受信部22の出力信号周波数と基準信号発生部1の出力信号周波数の差の成分のみが検出される。 The outputs of the mixers 422-1 and 422-2 are supplied to LPF423-1 and 423-2, only the component of the difference between the output signal frequency and the output signal frequency of the reference signal generating unit 1 of the receiving unit 22 is detected that.

次に、弾性データ生成部43は、ドプラ信号記憶回路431と自己相関演算器432を備え、ドプラ信号検出部42のドプラ信号はドプラ信号記憶回路431に一旦保存される。 Then, the elasticity data generating unit 43 includes a Doppler signal memory circuit 431 and autocorrelation calculation unit 432, a Doppler signal of the Doppler signal detection unit 42 is temporarily stored in the Doppler signal memory circuit 431. 次いで、自己相関演算器432は、ドプラ信号記憶回路431において時系列的に保存された所定部位のドプラ信号を読み出し、このドプラ成分に対して自己相関値を算出し、更に、この自己相関値に基づいて組織の変位速度、即ち弾性データを生成する。 Then, the self correlation operation unit 432 reads out sequentially the Doppler signal stored predetermined portion when the Doppler signal memory circuit 431, and calculates an autocorrelation value for the Doppler component, further, to the autocorrelation value displacement speed of the tissue based, i.e. to generate the elasticity data.

そして、ボリュームデータ生成部44は図示しない記憶回路を備え、超音波の3次元走査によって得られたBモードデータ及び弾性データを走査方向単位で順次保存してボリュームデータ(以下では、Bモードボリュームデータ及び弾性ボリュームデータと呼ぶ。)を生成する。 Then, the volume data generation unit 44 includes a memory circuit (not shown), sequentially volume data (hereinafter be stored at the B-mode data and the scanning direction in units of elasticity data obtained by three-dimensional scanning of the ultrasound, B-mode volume data and generating a called the elastic volume data.).

一方、画像データ処理部45は、図示しない演算回路と記憶回路を備え、ボリュームデータ生成部44の記憶回路に保存されたBモードボリュームデータを読み出し、表示部58に表示する3次元Bモード画像データあるいは2次元Bモード画像データを生成するための画像処理を行なう。 On the other hand, the image data processing unit 45 includes a storage circuit and the arithmetic circuit (not shown), read a B-mode volume data stored in the memory circuit of the volume data generation unit 44, the three-dimensional B-mode image data to be displayed on the display unit 58 or it performs image processing for generating a 2-dimensional B-mode image data. 例えば、前記演算回路は、Bモードボリュームデータを用い、ボリュームレンダリング表示、サーフェイスレンダリング表示、MIP(Maximum Intensity Projection)表示、MPR(Multi Planar reconstraction)表示、プレーンカット表示等を目的とした画像処理を行なう。 For example, the arithmetic circuit uses the B-mode volume data, volume rendering display, surface rendering display, MIP (Maximum Intensity Projection) display, MPR (Multi Planar reconstraction) display, perform image processing for the purpose of plane cut view like .

再び図1に戻って、焼灼位置設定部56は、ROI情報記憶部561と焼灼位置算出部562とROI補正部563を備え、ROI情報記憶部561は、後述する表示部58のモニタに表示された2次元あるいは3次元Bモード画像データにおける治療対象部位に対し、操作者が入力部59の入力デバイスを用いて設定した関心領域情報あるいはROI補正部563によって補正された関心領域情報の保存を行なう。 Returning again to FIG. 1, the ablation position setting unit 56 includes a ROI information storage unit 561 and the ablation position calculation unit 562 and a ROI correction section 563, ROI information storage unit 561 is displayed on the monitor of the display unit 58 to be described later and to the target site to be treated in a two-dimensional or three-dimensional B-mode image data, the operator performs the storage region of interest information corrected by the region-of-interest information or ROI correction section 563 which has been set using the input device of the input unit 59 . 又、焼灼位置算出部562は演算回路と記憶回路を備え、ROI情報記憶部561から供給された関心領域情報と、システム制御部60から供給され前記記憶回路に保存された焼灼パラメータの照射間隔に基づいて治療対象部位72に対する焼灼位置を算出する。 Further, ablation position calculating unit 562 provided with an arithmetic circuit memory circuit, and interest area information supplied from the ROI information storage unit 561, the irradiation interval of the ablation parameters stored in the storage circuit is supplied from the system control unit 60 based calculating the ablation position relative to the target site to be treated 72.

一方、ROI補正部563は、ROI情報記憶部561に保存された関心領域情報を読み出し、後述する移動情報検出部57が検出した焼灼部位の移動情報に基づいてその位置を補正した後、補正後の関心領域情報を前記ROI情報記憶部561に再度保存する。 On the other hand, ROI correction section 563 reads out a region of interest information stored in the ROI information storage unit 561, after correcting the position based on the movement information of the ablation site which movement information detecting unit 57 has detected, which will be described later, the corrected Save the ROI information again to the ROI information storage unit 561.

図5は、焼灼位置設定部56による焼灼位置の設定方法の具体例を示したものであり、関心領域や焼灼位置の設定は説明を判り易くするために2次元的に行なうが、実際の設定は3次元的に行なわれる。 Figure 5 is shows a specific example of a method of setting ablation position by ablation position setting unit 56, setting the ROI and ablation position is performed two-dimensionally in order to facilitate understanding of the description, but the actual settings It is carried out three-dimensionally. 図5(a)は、イメージング用変換素子52を用いた3次元セクタ走査により得られた3次元Bモード画像データ81を示しており、この3次元Bモード画像データ81の腫瘍像82を囲むように3次元的な関心領域83が入力部59の入力デバイスによって設定される。 FIGS. 5 (a) shows a 3-dimensional B-mode image data 81 obtained by the three-dimensional sector scan using imaging transducer 52, so as to surround the tumor image 82 of the 3-dimensional B-mode image data 81 three-dimensional region of interest 83 is set by an input device of the input unit 59. そして、設定された関心領域83の位置情報は、システム制御部60を介して焼灼位置設定部56のROI情報記憶部561に保存される。 Then, the position information of the region of interest 83 is set is stored in the ROI information storage unit 561 of the ablation position setting unit 56 through the system controller 60.

一方、焼灼位置算出部562は、入力部59によって設定された関心領域83あるいはROI補正部563によって補正された関心領域83を微小な立方体領域に分割し、更に、この微小領域の中心座標を算出して焼灼位置に設定する。 On the other hand, ablation position calculation section 562 divides the region of interest 83 is corrected by the region of interest 83 or ROI correction unit 563 which is set by the input unit 59 to the small cubic areas, further, calculates the center coordinates of the small area set to ablation position by. 例えば、図5(b)は、入力部59によって設定された関心領域83における微小領域の中心位置C1乃至C6、C7乃至C13、・・・を示している。 For example, FIG. 5 (b), the center position C1 to C6 of the micro areas in the region of interest 83 which is set by the input unit 59, C7 to C13, shows .... 通常、治療対象部位72は、焼灼用超音波の集束領域(ビーム幅)より大きいため、焼灼計画によって予め設定された複数の焼灼位置に前記集束領域を移動することによって治療対象部位72の全領域に対する焼灼が行なわれる。 Usually, the target site to be treated 72, for larger ablating ultrasound focusing area (beam width), the entire region of the target site to be treated 72 by moving the focusing area into a plurality of ablation positions set in advance by the ablation plan ablation is performed on. 尚、上述の微小立方体領域の1辺の長さは初期設定された焼灼パラメータの照射間隔dに対応している。 The length of one side of the aforementioned small cube region corresponds to the irradiation distance d of the ablation parameters initialized.

この場合、焼灼用超音波の移動は、図5(c)に示すように、例えば深部の焼灼位置C1を始点として矢印で示した順序で行なう方法が好適であるが、この方法に限定されるものではなく、離散的に行なってもよい。 In this case, the movement of the ultrasonic ablation, as shown in FIG. 5 (c), although the method carried out in the order shown by arrows such as ablation position C1 deep as the starting point is suitable, be limited to this method not, it may be performed discretely. 但し、一旦焼灼された治療対象部位72は、熱変性壊死を起こし超音波の透過性が著しく劣化する。 However, once the ablated target site to be treated 72, the permeability of the ultrasonic cause heat denaturation necrosis is significantly deteriorated. このため浅部の焼灼より深部の焼灼を優先させることが望ましい。 It is desirable to cauterize deep to override ablation Therefore shallow. 尚、図5(c)に示した関心領域83における微小領域は、図5(b)と対応しており、これらの微小領域の中心C1、C2、・・・等の符号の記載は省略している。 Incidentally, the minute regions in the region of interest 83 shown in FIG. 5 (c) corresponds with FIG. 5 (b), the center C1, C2 of these small regions, wherein the code, such as ... are omitted ing.

次に、移動情報検出部57は、所定の焼灼位置に対する焼灼直後に得られる弾性ボリュームデータを基準画像データとして保存する画像データ記憶部571と、次の焼灼位置に対する焼灼の直前に得られる弾性ボリュームデータと前記基準画像データを比較することによって治療対象部位の移動情報を検出する画像データ比較部572を備えている。 Next, the movement information detecting unit 57 includes an image data storage unit 571 for storing the elastic volume data obtained immediately after ablation for a given ablation position as the reference image data, elastic volume obtained just before the ablation for the next ablation position and an image data comparison unit 572 for detecting the movement information of the target site to be treated by comparing data and the reference image data.

例えば、画像データ比較部572は、既に述べたように所定の焼灼位置に対する焼灼が終了した直後に生成され画像データ記憶部571に保存された基準画像データと次の焼灼位置に対する焼灼の直前に生成された弾性ボリュームデータを比較する。 For example, the image data comparison unit 572, generated just before the ablation for already reference image data and the next ablation position stored in the image data storage unit 571 is generated immediately after the ablation is completed for a given ablation position as described Compare elastic volume data. この場合、焼灼用超音波の照射によって焼灼された領域では熱変性壊死に伴ってその弾性特性が顕著に変化する。 In this case, the area ablated by the irradiation of the ultrasonic ablation its elastic properties with the thermal denaturation necrosis varies significantly. 従って、上述の基準画像データ及び弾性ボリュームデータにおける焼灼部位の位置ズレを計測することによってアプリケータ53に対する治療対象部位の移動方向や移動量を3次元的に検出することが可能となる。 Therefore, it is possible to detect the moving direction and the moving amount of the target site to be treated relative to the applicator 53 three-dimensionally by measuring the position deviation of the ablation site in the above-described reference image data and elastic volume data.

図6は、図5(b)の焼灼位置C1乃至C3に対して焼灼が行なわれた後の弾性画像データを示したものであり、焼灼位置C3に対する焼灼の直後に得られる弾性画像データ(体動前の弾性画像データ)を図6(a)に、又、焼灼位置C4に対する焼灼の直前に得られる弾性画像データ(体動後の弾性画像データ)を図6(b)に模式的に示す。 Figure 6 is shows the elasticity image data after the ablation is performed with respect to the ablation positions C1 to C3 of FIG. 5 (b), the elastic image data obtained immediately after ablation for ablation position C3 (body in FIGS. 6 (a) the dynamic previous elastic image data), also shown schematically elastic image data obtained immediately before the ablation for ablation position C4 (elastic image data after body movement) in FIG. 6 (b) . 移動情報検出部57の画像データ比較部572は、画像データ記憶部571に一旦保存された体動前の弾性画像データ(基準画像データ)の焼灼部位S1と画像データ記憶部571を介して超音波イメージング装置55からリアルタイムで供給される体動後の弾性画像データの焼灼部位S2に対し、相互相関処理等を行なってX方向の移動量Δx、Y方向の移動量Δy及び図示しないZ方向の移動量Δzを検出する。 Image data comparison unit 572 of the mobile information detection unit 57, via the ablation site S1 and the image data storage unit 571 of the prior motion once stored in the image data storage unit 571 the elastic image data (reference image data) Ultrasonic to ablation site S2 of elastic image data after body movement supplied in real time from imaging device 55, the moving amount in the X direction by performing cross-correlation processing, etc. [Delta] x, the movement of the moving amount Δy and not shown Z direction of the Y-direction to detect the amount Δz.

次に、図1の表示部58は、イメージング用変換素子52及び超音波イメージング装置55によって得られた3次元Bモード画像データを表示する。 Next, the display unit 58 of FIG. 1 displays a three-dimensional B-mode image data obtained by the imaging transducer 52 and ultrasound imaging device 55. このとき、画像データ上には、図5に示すように、操作者が入力部59において設定した関心領域83や、この関心領域83に基づいて焼灼位置設定部56が設定した焼灼位置等が重畳して表示される。 At this time, on the image data, as shown in FIG. 5, the operator or region of interest 83 which is set in the input unit 59, the ablation position and the like is superimposed ablation position setting unit 56 based on the region of interest 83 is set It is to display. 又、治療対象部位に対する焼灼と並行して生成される弾性画像データと上述の関心領域83あるいは焼灼位置を重畳表示することにより、治療対象部位と焼灼位置との位置関係を容易に確認することができる。 Furthermore, by superimpose ablation in parallel with the elastic image data is generated above a region of interest 83 or ablation position relative to the target site to be treated, easily ascertain the positional relationship between the ablation position and the target site to be treated it can.

即ち、表示部58は、図示しない表示用データ生成回路と変換回路とモニタを備え、表示用データ生成回路は、2次元あるいは3次元のBモード画像データや弾性画像データを表示形態に基づいて配列変換(走査変換)した後上述の関心領域や焼灼位置等に関する付帯情報との合成を行なって表示用データを生成する。 That is, the display unit 58 includes a conversion circuit and a monitor and display data generating circuit, not shown, the display data generating circuit, the sequence based on the 2-dimensional or 3-dimensional B-mode image data and the display mode of the elastic image data conversion is performed the synthesis of the (scan conversion) incidental information about the region of interest and ablation positions like the above after generating the display data. 又、変換回路は、表示用データに対してD/A変換とTVフォーマット変換を行なって映像信号を生成しモニタに表示する。 Also, conversion circuitry, and displays on the monitor generates a video signal by performing D / A conversion and TV format conversion on display data.

入力部59は、操作パネル上に表示パネル、キーボード、トラックボール、マウス、各種選択ボタン等の入力デバイスを備えたインタラクティブなインターフェースであり、患者情報の入力、画像表示モードや画像データ処理方法の選択、画像データ上の治療対象部位に対する関心領域の設定、焼灼パラメータの設定、更には、各種コマンド信号の入力等が行なわれる。 The input unit 59 includes a display panel on the operation panel, an interactive interface with a keyboard, a trackball, a mouse, an input device such as various selection buttons, input patient information, selection of the image display mode, image data processing method , setting the region of interest for the treatment target site on the image data, setting of the ablation parameters, furthermore, the input of various command signals is performed.

尚、上述の画像表示モードとして、Bモード画像データ表示モードと弾性画像データ表示モード等があり、画像データ処理方法としてボリュームレンダリング表示、サーフェイスレンダリング表示、MIP表示、MPR表示、プレーンカット表示等を目的とした画像処理方法がある。 The object as described above the image display mode, there is a B-mode image data display mode and the elasticity image data display mode or the like, volume rendering displayed as an image data processing method, surface rendering display, MIP display, MPR display, a plain cut view like there is an image processing method and. 又、焼灼パラメータとして、焼灼用超音波の照射間隔、照射パワー及び同一焼灼位置における照射時間等がある。 Further, as the ablation parameters, ablating ultrasound irradiation distance, there is the irradiation time and the like in the irradiation power and the same ablation position.

システム制御部60は、図示しないCPUと記憶回路を備え、入力部59から供給される入力/設定/選択情報は前記記憶回路に一旦保存される。 The system control unit 60 includes a CPU and a memory circuit (not shown), an input / setting / selection information supplied from the input unit 59 is temporarily stored in the storage circuit. そして、前記CPUは、これらの情報に基づいて超音波照射装置100における上述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。 Then, the CPU performs oversees control of the overall control and system of each unit described above in the ultrasonic irradiation apparatus 100 based on the information.

特に、システム制御部60は、超音波イメージング装置55の送受信部2における送信遅延回路212及び受信遅延回路222の遅延時間を制御することにより生体に対して3次元超音波走査を行ない、更に、焼灼用変換素子駆動部54の遅延回路543における遅延位相を制御することにより、焼灼位置設定部56が設定した焼灼位置に対して焼灼用超音波の照射を行なう。 In particular, the system control unit 60 performs a three-dimensional ultrasonic scanning the living by controlling the delay time of the transmission delay circuit 212 and the reception delay circuit 222 in the transmitting and receiving unit 2 of the ultrasonic imaging apparatus 55, further, cauterization by controlling the phase delay in the delay circuit 543 in use converting element driving unit 54, carried out by irradiating the ablation ultrasonic waves to ablation position is cauterized position setting unit 56 set.

(焼灼用超音波の照射手順) (Procedure of irradiation ultrasonic ablation)
次に、本実施例における焼灼用超音波の照射手順につき図1〜図8を用いて説明する。 Will now be described with reference to attached FIGS. 1 through 8 in the ultrasound irradiation procedure for ablation in this embodiment. 但し、図7は照射手順のフローチャートを示す。 However, Figure 7 shows a flowchart of irradiation procedures.

操作者は、まず入力部59において患者情報を入力した後、焼灼計画を設定するための焼灼パラメータ、即ち、焼灼用超音波の照射間隔d、照射パワー及び同一焼灼位置における照射時間Δτ1、照射周期Δτ2等の設定を行なう。 After the operator has entered the patient information initially in the input unit 59, the ablation parameters for setting the ablation plan, i.e., the irradiation distance d of ultrasonic ablation, irradiation time Δτ1 at the irradiation power and the same ablation position, the irradiation period the setting of such Δτ2. 更に、治療対象部位に対し関心領域を設定するために3次元Bモード画像データの表示モードを、又、焼灼部位のモニタリングを行なうために3次元弾性画像データの表示モードを選択し、これらの3次元画像データを生成するための画像処理方法としてボリュームレンダリング処理を選択する。 Further, the display mode of the 3-dimensional B-mode image data for setting a region of interest relative to the target site to be treated, also, to select the display mode of the 3-dimensional elastic image data in order to perform the monitoring of the ablation site, these 3 selecting a volume rendering process as an image processing method for generating a dimension image data. そして、これらの入力/設定/選択情報はシステム制御部60の記憶回路に保存され、更に、照射間隔dの情報は焼灼位置設定部56における焼灼位置算出部562に供給される(図7のステップS1)。 Then, these input / setting / selection information is stored in the memory circuit of the system controller 60, further, the step information of the irradiation interval d is supplied to the ablation position calculating unit 562 in the ablation position setting unit 56 (FIG. 7 S1).

次いで、操作者は、生体の体表面上において、治療対象部位72の観察に最適と思われる位置にアプリケータ53を設置する。 Then, the operator, on the body surface of a living body, placing the applicator 53 to a position that seems optimal for observation of the target site to be treated 72. この場合、超音波イメージング装置55を予め動作状態にしておき、イメージング用変換素子52によって得られる3次元Bモード画像データを観測しながらアプリケータ53を最適な位置に設置する。 In this case, it leaves previously operating state ultrasound imaging device 55, installing the applicator 53 at an optimum position while observing the three-dimensional B-mode image data obtained by the imaging transducer 52.

次に、超音波イメージング装置55による3次元Bモード画像データの生成方法につき図4を用いて説明する。 It will be described with reference to attached Figure 4 the method of generating three-dimensional B-mode image data by the ultrasound imaging apparatus 55. イメージング用超音波の送信に際して送信部21のレートパルス発生器211は、基準信号発生部1から供給される連続波を分周することにより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生成し、N2チャンネルの送信遅延回路212の各々に供給する。 Rate pulse generator 211 of the transmitter 21 when transmitting ultrasonic imaging generates rate pulses for determining the repetition period of ultrasound pulses by dividing the continuous wave which is supplied from the reference signal generator 1, N2 is supplied to each of the transmission delay circuit 212 of the channel.

送信遅延回路212は、イメージング用の送信超音波を所定深さに集束するための遅延時間と、第1の走査方向(θ1)に超音波を送信するための遅延時間をレートパルスに与え、このレートパルスをN2チャンネルのパルサ213に供給する。 Transmission delay circuit 212 gives a delay time for focusing the transmitted ultrasonic waves for imaging a predetermined depth, a delay time for transmitting ultrasonic waves in a first scanning direction (.theta.1) to the rate pulse, the and it supplies the rate pulse to N2 channel pulser 213. パルサ213は、N2個のイメージング用変換素子52に対して駆動信号を供給し、生体内の前記第1の走査方向(θ1)に対して超音波パルス(送信超音波)を放射する。 Pulser 213 supplies a drive signal to the N2 imaging transducer 52 emits ultrasonic pulse (transmission ultrasound) to the first scanning direction in the body (.theta.1).

生体内に放射された送信超音波の一部は、音響インピーダンスの異なる臓器境界面あるいは組織内にて反射し、前記N2個のイメージング用変換素子52によって受信されて電気信号に変換される。 Some of the emitted transmission ultrasound into the living body is reflected at different organ boundary face or in tissue acoustic impedance, are converted are received into an electrical signal by the N2 pieces of the imaging transducer 52. そして、この受信信号は、N2チャンネルのA/D変換器221にてデジタル信号に変換された後N2チャンネルの受信遅延回路222に送られる。 Then, the received signal is transmitted in N2 channels of the A / D converter 221 to the reception delay circuit 222 of N2 channels is converted into a digital signal.

受信遅延回路222は、所定の深さからの超音波を集束して受信するための遅延時間と、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遅延時間を前記受信信号に与えて加算器223に供給する。 Reception delay circuit 222, a predetermined delay time for receiving by focusing the ultrasonic waves from the depth, the first of the received signal a delay time for receiving by remembering strong reception directivity in the scanning direction supplied to the adder 223 is given to the. 加算器223は、受信遅延回路222を介して入力されるN2チャンネルの受信信号を整相加算し、画像データ生成部4へ供給する。 The adder 223, the received signal of the N2 channels inputted through the reception delay circuit 222 and delay-and-sum and supplies it to the image data generating unit 4. そして、加算器223の出力は、画像データ生成部4のBモードデータ生成部41における包絡線検波器411及び対数変換器412によって包絡線検波と対数変換がなされてBモードデータが生成され、ボリュームデータ生成部44の記憶回路に保存される。 The output of the adder 223, the envelope detector 411 and logarithmic converter 412 in B-mode data generating unit 41 of the image data generating unit 4 is made envelope detection and logarithmic transformation is B-mode data is generated, the volume It is stored in the storage circuit of the data generator 44.

次いで、第2の走査方向(θ2)、第3の走査方向(θ3)、・・・に対しても同様の手順によってBモードデータが生成されてボリュームデータ生成部44に順次保存される。 Then, a second scanning direction (.theta.2), a third scan direction (.theta.3), B-mode data are sequentially stored in is generated volume data generating unit 44 by the same procedure with respect to .... 即ち、システム制御部60は、送信遅延回路212及び受信遅延回路222の遅延時間を走査方向に対応させて順次切り替えながら3次元走査を行ない、このとき得られたBモードデータはボリュームデータ生成部44の記憶回路に保存されてBモードボリュームデータが生成される。 That is, the system control unit 60, transmission delay circuit 212 and the delay time of the reception delay circuit 222 to correspond to the scanning direction performed successively switching while 3D scanning, B-mode data obtained at this time the volume data generating unit 44 stored in the memory circuit B mode volume data is generated.

次いで、画像データ処理部45は、ボリュームデータ生成部44の記憶回路に保存されたBモードボリュームデータを読み出し、所定のボリュームレンダリング処理を行なって3次元Bモード画像データを生成する。 Then, the image data processing section 45 reads out the B-mode volume data stored in the memory circuit of the volume data generation unit 44 generates a 3-dimensional B-mode image data by performing a predetermined volume rendering process. そして、表示部58は、この3次元Bモード画像データに対して走査変換、D/A変換及びTVフォーマット変換を行なってモニタに表示する。 The display unit 58 displays the scan conversion on the 3-dimensional B-mode image data, performs a D / A conversion and TV format conversion on the monitor.

次に、操作者は、表示部58のモニタに表示されたBモード3次元画像データ81の腫瘍像82に対し、入力部59のマウスを用いて関心領域83を設定する(図7のステップS2)。 Next, the operator, with respect to the tumor image 82 of the B-mode three-dimensional image data 81 displayed on the monitor of the display unit 58, sets a region of interest 83 using the mouse of the input unit 59 (step of FIG. 7 S2 ). そして、設定された関心領域の位置情報はシステム制御部60を介して焼灼位置設定部56のROI情報記憶部561に保存される(図5参照)。 The position information of the set region of interest is stored in the ROI information storage unit 561 of the ablation position setting unit 56 via the system control unit 60 (see FIG. 5).

一方、焼灼位置設定部56の焼灼位置算出部562は、ROI情報記憶部561に保存された関心領域の位置情報と既にシステム制御部60より供給され自己の記憶回路に保存されている焼灼パラメータの照射間隔dの情報を読み出す。 On the other hand, ablation position calculating unit 562 of the ablation position setting unit 56, the ablation parameters stored are supplied already from the system control unit 60 and the position information of the conserved region of interest in the ROI information storage unit 561 in its storage circuit It reads the information of the irradiation interval d. そして、上記関心領域を1辺がdの複数の微小立方体領域に分割し、更に、この微小立方体領域の中心を算出して焼灼位置に設定する(図7のステップS3)。 Then, one side of the region of interest is divided into a plurality of small cube region of d, further, it sets the ablation position by calculating the center of the small cube area (step S3 in FIG. 7).

上述の手順により、焼灼用変換素子51による焼灼位置の設定が完了したならば、操作者は、入力部59より焼灼開始のコマンド信号を入力する(図7のステップS4)。 The above-described procedure, if setting of the ablation position by ablation conversion element 51 is completed, the operator inputs a command signal for starting the ablation from the input unit 59 (step S4 in FIG. 7).

前記コマンド信号を受信したシステム制御部60は、焼灼パラメータの照射時間Δτ1や照射周期Δτ2、更には、照射パワーの情報を焼灼用変換素子駆動部54のバースト波制御回路541に供給し、バースト波制御回路541は、これらの情報に基づいてバースト波発生器542を制御しバースト状の駆動信号を発生する。 The system control unit 60 which has received the command signal, the irradiation time Δτ1 and irradiation period Δτ2 ablation parameters, further supplies the information of the irradiation power in the burst wave control circuit 541 of the ablation conversion element driving unit 54, a burst wave the control circuit 541 controls the burst wave generator 542 generates a burst drive signal based on the information. 更に、システム制御部60は、焼灼パラメータの焼灼順序の情報と焼灼位置設定部56が設定した焼灼位置に基づき、最初の焼灼位置(即ち、図5(b)のC1)に対して焼灼用超音波を照射するための遅延位相を焼灼用変換素子駆動部54の遅延回路543に設定する。 Furthermore, the system control unit 60, based on the ablation position information and cauterizing position setting unit 56 of the ablation order set by the ablation parameters, ablating greater for the first ablation position (i.e., FIG. 5 C1 of (b)) setting the delay phase for irradiating sound waves to the delay circuit 543 of the ablation conversion element driving unit 54.

即ち、バースト波発生器542が発生したバースト状の駆動信号はN1チャンネルの遅延回路543に供給され、上述の遅延位相が与えられる。 That is, the burst-like drive signal burst wave generator 542 is generated is supplied to a delay circuit 543 of the N1 channels is given above of the delay phase. そして遅延回路543から出力されたN1チャンネルの駆動信号は、RFアンプ544及びマッチング回路545を介してN1個の焼灼用変換素子51に供給され、焼灼用変換素子51は前記駆動信号によって駆動されて最初の焼灼位置C1に対して焼灼用超音波を照射する(図7のステップS5)。 The drive signal N1 channels output from the delay circuit 543 is supplied to the N1 ablation conversion element 51 via the RF amplifier 544 and the matching circuit 545, the ablation conversion element 51 is driven by the driving signal irradiating ultrasonic ablation for the first ablation position C1 (step S5 in FIG. 7).

そして、焼灼パラメータに基づいて照射時間Δτ1の間、焼灼位置C1に対して焼灼用超音波が照射されたならば、この焼灼部位に対する弾性ボリュームデータの生成を開始する。 Then, during the time of illumination Δτ1 based on ablation parameters, if ultrasonic ablation respect ablation position C1 is irradiated, initiates the generation of the elastic volume data for the ablation site.

次に、超音波イメージング装置55による弾性ボリュームデータの生成方法につき図4を用いて説明する。 It will be described with reference to attached Figure 4 the method of generating ultrasound elastic volume data by imaging device 55. システム制御部60は、超音波イメージング装置55の送受信部2を制御して第1の走査方向(θ1)に対する超音波送受信を所定回数(L回)繰り返し、各々の超音波送受信において送受信部2の受信部22から得られた受信信号は、データ生成部4のドプラ信号検出部42に供給される。 The system control unit 60 includes an ultrasonic first ultrasonic transmitting and receiving a predetermined number of times for the scan direction (.theta.1) controls the transceiver 2 imaging device 55 (L times) repeated, a transceiver unit 2 in each of the ultrasonic wave transmission and reception received signal obtained from the receiving unit 22 is supplied to the Doppler signal detection unit 42 of the data generation unit 4. そして、この受信信号は、ドプラ信号検出部42のミキサ422−1、422−2及びLPF423−1、423−2において直交位相検波されて2チャンネルのドプラ信号(複素信号)が検出され、このドプラ信号の実成分及び虚成分の各々は、弾性データ生成部43のドプラ信号記憶回路431に一旦保存される。 Then, the received signal is quadrature-detected by two-channel Doppler signal in the mixer 422-1,422-2 and LPF423-1,423-2 of the Doppler signal detection unit 42 (complex signal) is detected, the Doppler each of the real and imaginary components of the signal is temporarily stored in the Doppler signal memory circuit 431 of the elastic data generating unit 43.

第1の走査方向(θ1)に対するL回の超音波送受信によって得られたドプラ信号の保存が終了したならば、システム制御部60は、ドプラ信号記憶回路431に保存されているドプラ信号の中から所定位置(深さ)に対応したL個のドプラ信号成分を順次読み出して自己相関演算器432に供給する。 If saving of the Doppler signal obtained by L times ultrasonic transceiver to the first scanning direction (.theta.1) is completed, the system control unit 60, from the Doppler signals are stored in the Doppler signal memory circuit 431 It supplies the autocorrelation calculator 432 sequentially reads out the L Doppler signal component corresponding to the predetermined position (depth).

自己相関演算器432は、前記ドプラ信号の自己相関演算によって計測した組織の変位速度に基づいて弾性データを生成する。 Autocorrelation calculator 432 generates elasticity data based on the displacement rate of tissue measured by autocorrelation calculation of the Doppler signal. このような演算を、第1の走査方向の他の位置(深さ)に対しても行ない、得られた弾性データをボリュームデータ生成部44の記憶回路に保存する。 Such operation also performed for other positions in the first scanning direction (depth), it stores the obtained elastic data in the memory circuit of the volume data generating unit 44.

次いで、第2の走査方向(θ2)、第3の走査方向(θ3)、・・・に対しても同様の手順によって弾性データが生成されボリュームデータ生成部44に順次保存される。 Then, a second scanning direction (.theta.2), a third scan direction (.theta.3), successively stored in the volume data generation unit 44 is elastically data generated by the same procedure with respect to .... 即ち、システム制御部60は生体に対する3次元超音波走査を略リアルタイムで行ない、このとき得られた弾性データはボリュームデータ生成部44の記憶回路に順次保存されて弾性ボリュームデータが生成される(図7のステップS6)。 That is, the system control unit 60 performs a three-dimensional ultrasound scan to a living body substantially in real time, elasticity data obtained in this case the elastic volume data is generated are sequentially stored in the memory circuit of the volume data generation unit 44 (FIG. 7 step S6 of).

尚、上述の弾性ボリュームデータをモニタリングする場合には、画像データ処理部45は、ボリュームデータ生成部44の記憶回路に保存された弾性ボリュームデータを読み出し、例えば、ボリュームレンダリング処理を行なって3次元弾性画像データを生成する。 In the case of monitoring the elastic volume data described above, the image data processing section 45 reads out the elasticity volume data stored in the memory circuit of the volume data generating unit 44, for example, 3-dimensional elastic performs a volume rendering process to generate image data. そして、表示部58は、この3次元弾性画像データに対して走査変換、D/A変換及びTVフォーマット変換を行なってモニタに表示する。 The display unit 58 displays the scan conversion on the 3-dimensional elastic image data, performs a D / A conversion and TV format conversion on the monitor.

一方、移動情報検出部57の画像データ記憶部571には、第1の焼灼位置C1に対する焼灼が終了した直後の弾性ボリュームデータが基準画像データとして保存される。 On the other hand, in the image data storage unit 571 of the mobile information detection unit 57, elastic volume data immediately after ablation to the first ablation position C1 is finished is stored as reference image data. そして、画像データ比較部572は、第2の焼灼位置C2に対する焼灼が行われる直前に画像データ記憶部571を介して超音波イメージング装置55から供給された弾性ボリュームデータと画像データ記憶部571において保存されている前記基準画像データとの相互相関処理によって各々の弾性ボリュームデータにおける焼灼部位の位置ズレ(移動情報)を検出する(図7のステップS7)。 Then, the image data comparison unit 572, stored in the elastic volume data and the image data storage unit 571, which is supplied from the ultrasound imaging apparatus 55 via the image data storage unit 571 immediately before the ablation for the second ablation position C2 is performed detecting the positional deviation of the ablation site in each of the elastic volume data (movement information) by cross-correlation processing between the reference image data that is (step S7 in FIG. 7).

このとき、焼灼位置C1から焼灼位置C2に移行する過程で弾性ボリュームデータの焼灼部位に位置ズレが発生したならば、画像データ比較部572は、検出した移動量Δx、Δy及びΔzを焼灼位置設定部56のROI補正部563に供給する。 In this case, if misalignment in the ablation site of elastic volume data in the process of transition to ablate position C2 from the ablation position C1 is generated, the image data comparison unit 572, ablation position the movement amount [Delta] x, [Delta] y and Δz detected It supplies the ROI correction section 563 parts 56. 一方、ROI補正部563は、ROI情報記憶部561から読み出した関心領域情報を前記移動量の情報に基づいて補正し(図7のステップS8)、ROI情報記憶部561に再度保存する。 On the other hand, ROI correction unit 563 (step S8 in FIG. 7) is corrected based on the ROI information read from the ROI information storage unit 561 to the moving amount of information is stored again in the ROI information storage unit 561. そして、焼灼位置算出部562は補正後の関心領域情報に基づいて新たな焼灼位置を算出する。 The ablation position calculating unit 562 calculates a new ablation position based on ROI information after correction. 即ち、焼灼位置算出部562は、補正後の関心領域情報に基づいて焼灼位置の補正を行なう(図7のステップS9)。 That is, ablation position calculation unit 562 corrects the ablation position based on ROI information after the correction (step S9 in FIG. 7).

図8は、上述の焼灼位置の補正方法を示したものである。 Figure 8 is a diagram showing a method of correcting ablation positions described above. 図8(a)は、焼灼位置C1に対する焼灼直後の弾性画像データと関心領域及び焼灼位置を示しており、図8(b)は、上記関心領域及び焼灼位置と体動後の弾性画像データを示している。 8 (a) is shows an elasticity image data and area of ​​interest and ablation position immediately after ablation for ablation position C1, FIG. 8 (b), the elastic image data after the region of interest and the ablation position and body movement shows. 又、図8(c)は、体動前の弾性画像データにおける焼灼部位S1と体動後の弾性画像データにおける焼灼部位S2の位置ズレに基づいて補正された関心領域及び焼灼位置を示している。 Further, FIG. 8 (c) shows the corrected region of interest and ablation position based on the positional deviation of the ablation site S2 in elastic image data after ablation site S1 and the body motion in the motion before the elastic image data . 即ち、X方向にΔx、Y方向にΔyの体動に伴って最初の焼灼位置C1は位置Cx1に補正され、補正後の第1の焼灼位置Cx1に対して所定の照射間隔dで隣接したCx2を第2の焼灼位置として設定することが可能となる。 That is, the first ablation position C1 is corrected to a position Cx1 with the X direction [Delta] x, the Y direction body motion of the [Delta] y, adjacent with predetermined irradiation distance d with respect to the first ablation position Cx1 corrected Cx2 It can be set as a second ablation position.

次いで、システム制御部60は、焼灼位置設定部56の焼灼位置算出部562によって補正された第2の焼灼位置Cx2に対して焼灼用超音波を収束させるための遅延位相を焼灼用変換素子駆動部54の遅延回路543に設定する。 Next, the system control unit 60, the second ablation conversion element driving unit delay phase for converging the ultrasonic ablation respect ablation position Cx2 corrected by ablation position calculating unit 562 of the ablation position setting unit 56 It is set in the delay circuit 543 of 54.

上述の遅延位相が与えられたN1チャンネルの駆動信号は、RFアンプ544及びマッチング回路545を介してN1個の焼灼用変換素子51に供給され、この焼灼用変換素子51は、前記駆動信号によって駆動され補正後の焼灼位置Cx2に対して焼灼用超音波を照射する(図7のステップS5)。 Drive signal N1 channels aforementioned delay phase is given, is supplied to the N1 ablation conversion element 51 via the RF amplifier 544 and the matching circuit 545, the ablation conversion element 51 is driven by the drive signal by irradiating the ultrasonic ablation respect ablation position Cx2 after correction (step S5 in FIG. 7).

以上述べたような手順を繰り返すことによって焼灼位置の補正を必要に応じて行ないながら最後の焼灼位置CNxに到達するまで焼灼が継続される(図7のステップS10)。 It continues ablated until it reaches the end of the ablation position CNx while performing as required to correct the ablation position by repeating the procedure as described above (step S10 in FIG. 7).

(変形例) (Modification)
次に、本実施例の変形例につき図9及び図10を用いて説明する。 Will be described with reference to attached FIGS. 9 and 10 in the modification of this embodiment. 上述の実施例では、所定の焼灼位置に対する焼灼の直後に得られるボリュームデータと次の焼灼位置に対する焼灼の直前に得られるボリュームデータの各々における焼灼部位の空間的なズレ(移動情報)を計測し、この移動情報に基づいて関心領域及び焼灼位置の補正を行なった。 In the described embodiment measures the spatial displacement of the ablation site in each of the volume data obtained immediately before the ablation to the volume data and the next ablation position obtained immediately after the ablation for a given ablation position (movement information) It was performed to correct the ROI and ablation position based on the movement information. 本変形例では、所定の焼灼位置に対する焼灼直前のボリュームデータにおける焼灼部位の中心位置を計測する。 In this modification, to measure the center position of the ablation site in the volume data of the immediately preceding ablation for a given ablation position. 次いで、得られた中心位置と予め設定された焼灼計画の焼灼位置を比較することによって焼灼部位の移動情報を計測し、この移動情報に基づいて関心領域及び焼灼計画の焼灼位置を補正する。 Then, the movement information of the ablation site is measured by comparing the ablation position preset ablation planning and resultant center position, to correct the ablation position of the interested area and ablation plan based on the movement information.

図9に本変形例における超音波照射装置の全体構成を示す。 It shows an overall configuration of an ultrasonic irradiation apparatus according to the present modification is shown in FIG. 但し、移動情報検出部67を除いた各ユニットは、図1の場合と同様の機能を有しているため同一の符号を付加し詳細な説明を省略する。 However, the units except for the movement information detecting unit 67 is omitted the added detailed description the same reference numerals for having the same functions as in FIG.

超音波照射装置200の移動情報検出部67は、焼灼中心算出部671と焼灼位置比較部672を備え、焼灼中心算出部671は、所定の焼灼位置に対する焼灼の直前に生成された弾性ボリュームデータを画像処理して焼灼部位の輪郭情報を抽出し、更に、この輪郭情報を用いて前記焼灼部位の中心あるいは重心を算出する。 Movement information detecting unit 67 of the ultrasonic irradiation apparatus 200 includes an ablation center calculation unit 671 and the ablation position comparison section 672, the ablation center calculating section 671, the elastic volume data generated just before the ablation for a given ablation position and image processing to extract contour information of the ablation site, further calculates a center or centroid of the ablation site using the contour information. 一方、焼灼位置比較部672は、焼灼位置設定部56によって設定された焼灼計画の焼灼位置の位置情報と焼灼中心算出部671によって算出された焼灼中心の位置情報を比較することによって弾性ボリュームデータにおける焼灼部位の移動情報を検出する。 On the other hand, ablation position comparison unit 672, the elastic volume data by comparing the position information of the ablation center calculated position information of the ablation position of the set ablation planned by ablation position setting unit 56 and the ablation center calculating section 671 detecting the movement information of the ablation site.

この方法は、焼灼順序が離散的に設定される場合に特に有効である。 This method is particularly effective when the ablation order is discretely set. 図10は、本変形例における焼灼位置の補正方法を示したものであり、図9(a)は、既に図5(b)に示した焼灼位置C1乃至CNに対して、例えばC1、C8、C16の順に焼灼を行なった直後の弾性画像データと関心領域及び焼灼位置を示しており、弾性ボリュームデータにおける焼灼中心D1,D8,D16は焼灼計画の焼灼位置C1、C8及びC16と一致している。 Figure 10 is shows a correction method of the ablation position in the present modified example, FIG. 9 (a), already against ablation position C1 to CN shown in FIG. 5 (b), for example C1, C8, shows the elasticity image data and area of ​​interest and ablation positions immediately after performing ablation in the order of C16, ablation center D1, D8, D16 of the elastic volume data is consistent with the ablation position C1, C8 and C16 the ablation plan . 又、図10(b)は、上記関心領域及び焼灼位置と体動後の弾性ボリュームデータを示しており、上述の焼灼中心と焼灼位置にヅレが発生する。 Further, FIG. 10 (b) shows the elastic volume data after the region of interest and the ablation position and body movement, Uz Les occurs ablation position and ablation center above. 一方、図10(c)は、移動情報検出部67によって検出された焼灼部位の移動情報に基づいて補正された関心領域及び焼灼位置を示しており、補正後の焼灼位置Cx1、Cx8、Cx16を体動後の焼灼中心Dx1,Dx8,Dx16に一致させることができ、従って、補正後の焼灼位置に基づいて焼灼を行なうことにより所望の治療対象部位に対する焼灼が可能となる。 On the other hand, FIG. 10 (c) shows a corrected region of interest and ablation position based on the movement information of the ablation site which is detected by the movement information detecting unit 67, the ablation position after correction Cx1, CX8, the Cx16 ablation center after body movement Dx1, DX8, can be matched to Dx16, therefore, it is possible to ablation to a desired treatment target site by performing ablation based on the ablation position after correction.

以上述べた本実施例及びその変形例によれば、焼灼用超音波を生体内の治療対象部位に照射する際、超音波画像データの観察下にて焼灼用超音波の照射を行ない、更に、上記超音波画像データから略リアルタイムで得られる治療対象部位の移動情報に基づいて予め設定された焼灼位置の補正を継続的に行なうため、体動後の治療対象部位に対しても常に正確な照射が行なわれる。 According to the present embodiment and its modifications described above, the ultrasonic ablation time of irradiating the treatment target site in vivo, performs irradiation of ultrasonic ablation at under observation of the ultrasound image data, further, for correcting the preset ablation position based on the movement information of the target site to be treated obtained in substantially real time from the ultrasound image data continuously, always accurate illumination against the target site to be treated after body movement is performed. このため、正常組織に対する焼灼用超音波の照射を避けることができ、患者に対して安全な治療を行なうことが可能となる。 Therefore, it is possible to avoid the irradiation of the ultrasonic ablation to normal tissues, it is possible to perform a safe treatment for the patient.

又、上述の焼灼位置の補正は、超音波画像データにおける焼灼部位の情報に基づいて自動的かつ短時間で行なわれるため、体動が発生しても焼灼を中断させる必要がない。 Further, the correction of the ablation position described above, since carried out automatically and in a short time based on the information of the ablation site in the ultrasonic image data, there is no need to interrupt the ablation be generated motion. 従って治療効率が向上し、患者や操作者に対する負担を大幅に軽減することができる。 Thus the therapeutic efficacy is improved, it is possible to greatly reduce the burden on patients and operators.

更に、上述の実施例における焼灼部位の画像化は、超音波による弾性画像データを用いて行なっているため、焼灼部位の状態を高分解能で表示することができる。 Furthermore, imaging of the ablation sites in the embodiments described above, since the performing of an elastic image data by ultrasound, it is possible to display the status of the ablation site with high resolution. 更に、この弾性画像データの生成に使用されるイメージング用変換素子は、焼灼用変換素子との一体化が容易であるため、操作性に優れた焼灼用アプリケータが可能となる。 Furthermore, the imaging transducer that is used to generate the elastic image data, since the integration of the ablation conversion element is easy, it is possible to ablate applicator with excellent operability.

以上、本発明の実施例について述べたが、本発明は上述した実施例に限定されるものではなく、種々変形して実施することが可能である。 Having described embodiments of the present invention, the present invention is not limited to the embodiments described above and can be implemented with various modifications. 例えば、上述の実施例における関心領域の設定は超音波によるBモード画像データを用いて行なったが、超音波による弾性画像データであってもよく、又、MRI装置やX線CT装置等による画像データを用いてもよい。 For example, the configuration of the region of interest in the embodiments described above was performed using B-mode image data by ultrasound, may be an elastic image data by ultrasound, also an image by the MRI apparatus and X-ray CT apparatus or the like data may be used. この場合、弾性画像データ、MRI装置あるいはX線CT装置による画像データによれば、Bモード画像データと比較して組織における熱変性の状態を更に感度よく捉えることができ、又、弾性画像データによれば、Bモード画像データを収集する場合と同様のイメージング用変換素子52を用いることができるためMRI装置やX線CT装置と比較してアプリケータ53との一体化が容易となる。 In this case, the elastic image data, according to the image data by the MRI device or X-ray CT apparatus, as compared to the B-mode image data can be captured well more sensitive the state of thermal degeneration in tissues, also, the elastic image data According If, integral is facilitated the applicator 53 as compared with the MRI apparatus or an X-ray CT apparatus because it is possible to use a transducer 52 for the same imaging and when collecting B-mode image data. そして、これらの画像データにおける関心領域の設定は、上述のように操作者が入力部の入力デバイスを用いて手動で行なってもよいが画像処理によって治療対象部位の輪郭を抽出し、この輪郭情報に基づいて自動設定してもよい。 The setting of a region of interest in these image data may be performed manually the operator as described above using the input device of the input unit is to extract the contour of the target site to be treated by the image processing, the contour information it may be automatically set based on. この自動設定によって、操作者の負担が大幅に低減され、しかも短時間での設定が可能となるため治療効率が向上する。 This automatic setting is reduced considerably the burden on the operator, yet increased therapeutic efficiency for setting is possible in a short time.

又、焼灼部位の移動情報の計測を、超音波による弾性画像データを用いて行なう場合について述べたが、ダイナミックCT撮像法や超音波造影法等の他の方法によって得られた画像データを用いてもよく、又、関心領域の設定の場合と同様にBモード画像データを用いることも可能である。 Moreover, the measurement of the movement information of the ablation site has dealt with the case of performing with the ultrasonic waves by the elastic image data using the image data obtained by other methods, such as dynamic CT imaging method and ultrasonic imaging method at best, also it is possible to use a similarly B-mode image data and the case of setting the region of interest. 尚、焼灼部位の画像化が困難な場合には、この焼灼部位に近接した骨や他の臓器等をランドマークに設定したり、MRI撮影等で行なわれているダンテ法を適用して治療対象部位の周辺部においてタグを書きこみ、上述の画像データにおいて計測されるランドマークやタグの移動情報から焼灼部位の移動情報を推定してもよい。 Incidentally, when the image of the ablation site is difficult, treated bones and other organs such as close to the ablation site and set the landmark by applying the Dante method which is performed in MRI imaging, etc. write the tag at the periphery of the site may estimate the movement information of the ablation site from the movement information of the landmark and tags to be measured in the image data described above. 上述の方法を適用することによって、熱変性壊死が顕著で無い場合や画像のS/Nが悪い場合、更には、多臓器の影に位置した場合においても本発明は有効となる。 By applying the method described above, when S / N in the case or the image heat denaturation necrosis is not noticeable bad, further, the present invention when positioned in the shadow of multiple organs is effective.

一方、関心領域設定用の画像データあるいは焼灼部位計測用の画像データは3次元画像データあるいはボリュームデータが望ましいが、2次元画像データであってもよく、この場合、イメージング用変換素子は1次元配列されたものであってもよい。 On the other hand, the image data for the image data or ablation site measurement for ROI setting desired three-dimensional image data or volume data, may be two-dimensional image data, in this case, the conversion element for imaging one-dimensional array it may be the one that is.

又、上記実施例では2次元配列された焼灼用変換素子を用い、焼灼用超音波の照射位置を電子的に制御する場合について述べたが、これに限定されるものではなく、焼灼部位の移動情報によって補正された焼灼位置に基づいて焼灼用変換素子を機械的に移動してもよい。 Further, using the ablating conversion elements arranged two-dimensionally in the above embodiment has dealt with the case of controlling the irradiation position of ultrasonic ablation electronically, is not limited to this, movement of the ablation site it may move mechanically ablation conversion element based on the corrected ablation position by the information. この場合、焼灼用変換素子はリング状に配列されたものを用いることも可能である。 In this case, ablation conversion element is also possible to use those arranged in a ring shape. 尚、焼灼用変換素子は凹面状に配列してもよい。 Incidentally, ablation conversion element may be arranged in a concave. 更に、上記実施例では焼灼部位が移動した場合には、その移動情報に基づいて焼灼位置を常時補正する場合について述べたが、移動量の許容値を予め設定し、焼灼部位の移動量がこの許容値を超えた場合にのみ焼灼位置の補正を行なってもよい。 Further, if the ablation site has been moved in the above embodiment has dealt with the case of correcting the ablation position always based on the movement information, and preset the allowable value of the movement amount, the movement amount of the ablation site is the it may be performed to correct the ablation position only if it exceeds the allowable value. この方法によれば、微小な体動に対する焼灼位置は固定されるため、観測しやすくなり、又、必要以上の補正を行なう必要がなくなるため補正処理に要する期間が短縮されて治療効率が向上する。 According to this method, ablation position relative small body movement is to be fixed, observed easily, also reduces the time required for the correction process for eliminating the need to correct the more than necessary to improve the treatment efficiency .

又、上述の説明では、焼灼部位が移動した場合、その移動情報に基づいて先ず関心領域を補正し、補正された関心領域に基づいて焼灼位置を補正する方法について述べたが、前記移動情報に基づいて焼灼位置を直接補正することも可能である。 Further, in the above description, if the ablation site has been moved to correct the first region of interest based on the movement information it has been described how to correct the ablation position based on the corrected region of interest, the movement information it is also possible to correct the ablation position directly based.

ところで、焼灼部位の画像化を弾性イメージング法のように超音波を用いた方法によって行なう場合には、相互干渉のために焼灼部位の焼灼と画像化を同時に行なうことは困難となる。 Incidentally, in the case of the method using the ultrasonic like elasticity imaging method an image of the ablation site, to perform ablation and imaging of the ablation site for interference at the same time it is difficult. このため上述の実施例では、図11(a)に示すように所定焼灼位置における焼灼超音波の照射時間がΔτ1、照射間隔がΔτ2となるようなバースト波を用いて焼灼用変換素子51を駆動し、照射休止期間Δτ3に焼灼部位の画像化を行なう場合について示した。 In the above embodiment for this, driving the ablation conversion element 51 using a burst wave as the irradiation time of the ablation ultrasonic wave in the predetermined ablation position, as shown in FIG. 11 (a) Derutatau1, irradiation interval becomes Δτ2 and, it shows the case of performing imaging of the ablation site irradiation pause period Derutatau3. しかしながら、体動が顕著な場合には、所定の焼灼部位に対する照射の途中で焼灼部位が移動する可能性がある。 However, when body motion is significant, there is a possibility that the middle ablation site of irradiation for a given ablation site is moved. このような場合には図11(b)に示すように所定焼灼部位に対して照射時間がΔτ4(Δτ4<Δτ1)の間歇的な照射を複数回繰り返し、照射の休止期間Δτ5に焼灼部位の画像化とその移動情報に基づく焼灼位置の補正を行なってもよい。 Repeated several times intermittent irradiation of the irradiation time Δτ4 (Δτ4 <Δτ1) for a given ablation site, as shown in FIG. 11 (b) In this case, the image of the ablation site in the rest period Δτ5 irradiation of the correction may be performed in ablation position based on the movement information. この方法によれば速い焼灼部位の移動に対しても正確な焼灼位置を設定することができる。 Even for moving fast ablation site According to this method it is possible to set the precise ablation position.

尚、弾性画像データを生成する際には、通常、体外より低周波の振動エネルギーを供給する必要があるが、アプリケータを手動で振動させることによって同等の効果を得ることができる。 Incidentally, when generating the elastic image data is usually, it is necessary to supply a more low-frequency vibrational energy outside the body it is possible to obtain the same effect by vibrating the applicator manually.

又、焼灼部位の移動情報が所定範囲を超えた場合あるいはノイズ等の影響により焼灼部位の移動情報を計測することが不可能な場合には、操作者によって焼灼を中断するための警告信号を発生する機能を備えることによって安全性を更に高めることが可能となる。 Further, when the movement information of the ablation site is not possible to measure the movement information of the ablation site by the influence of, or noise or the like when exceeding the predetermined range, generating an alarm signal for interrupting the ablation by the operator it is possible to further improve safety by providing the ability to.

本発明の実施例における超音波照射装置の全体構成を示すブロック図。 Block diagram showing the entire configuration of an ultrasonic irradiation apparatus according to an embodiment of the present invention. 同実施例の超音波照射装置におけるアプリケータの構成を示す図。 It shows the structure of the applicator in the ultrasonic irradiation apparatus of the embodiment. 同実施例のアプリケータ内に備えられたイメージング用変換素子及び焼灼用変換素子の具体例を示す図。 It shows a specific example of the imaging transducer and the ablation conversion element provided in the applicator of the embodiment. 同実施例の超音波照射装置に設けられた超音波イメージング装置の構成を示すブロック図。 Block diagram showing a configuration of an ultrasonic imaging apparatus provided in the ultrasonic irradiation apparatus of the embodiment. 同実施例における焼灼位置の設定方法を説明するための図。 Diagram for explaining a method of setting the ablation position in the same embodiment. 同実施例における体動前及び体動後の弾性画像データを示す図。 It shows the elasticity image data after body movement before and body movement in the same embodiment. 同実施例における焼灼用超音波の照射手順を示すフローチャート。 Flowchart showing an ultrasonic irradiation procedures for ablation in the same embodiment. 同実施例における焼灼位置の補正方法を示す図。 It shows a method of correcting ablation position in the same embodiment. 同実施例の変形例における超音波照射装置の全体構成を示すブロック図。 Block diagram showing the entire configuration of an ultrasonic irradiation apparatus according to a modification of the embodiment. 同変形例における焼灼位置の補正方法を示す図。 It shows a method of correcting ablation position in the modification. 本発明の実施例の他の変形例における焼灼部位の焼灼と画像化の順序を示すタイムチャート。 Time chart showing the sequence of ablation and imaging of the ablation site in another modification of the embodiment of the present invention.

符号の説明 DESCRIPTION OF SYMBOLS

51…焼灼用変換素子52…イメージング用変換素子53…アプリケータ54…焼灼用変換素子駆動部55…超音波イメージング装置56…焼灼位置設定部57、67…移動情報検出部58…表示部59…入力部60…システム制御部100、200…超音波照射装置541…バースト波制御回路542…バースト波発生器543…遅延回路544…RFアンプ545…マッチング回路561…ROI情報記憶部562…焼灼位置算出部563…ROI補正部571…画像データ記憶部572…画像データ比較部671…焼灼中心算出部672…焼灼位置比較部 51 ... ablating transducer 52 ... transform imaging element 53 ... applicator 54 ... ablating converting element driving unit 55 ... ultrasonic imaging apparatus 56 ... ablation position setting unit 57 and 67 ... movement information detecting unit 58 ... display unit 59 ... input unit 60 ... system control unit 100, 200 ... ultrasonic irradiation device 541 ... burst wave control circuit 542 ... burst wave generator 543 ... delay circuit 544 ... RF amplifier 545 ... matching circuit 561 ... ROI information storage unit 562 ... ablation position calculation part 563 ... ROI correction section 571 ... image data storage unit 572 ... image data comparison unit 671 ... ablation center calculating section 672 ... ablation position comparator unit

Claims (10)

  1. 医用画像データの治療対象部位に対して関心領域を設定する関心領域設定手段と、 And region of interest setting means for setting a region of interest relative to the treated site of the medical image data,
    前記関心領域に基づいて1つ又は複数の焼灼位置を設定する焼灼位置設定手段と、 And cauterizing position setting means for setting one or more ablation position based on the region of interest,
    この焼灼位置設定手段によって設定された所定の焼灼位置に対して焼灼用超音波を照射する超音波照射手段と、 And ultrasonic wave irradiation means for irradiating ultrasonic ablation for a given ablation position set by the ablation position setting means,
    前記焼灼用超音波が照射された焼灼部位の画像データを生成する画像データ生成手段と、 An image data generation means for generating image data of the ablation site which ultrasonic the ablation is irradiated,
    生成された画像データに基づいて前記焼灼部位の移動情報を検出する移動情報検出手段と、 A movement information detecting means for detecting the movement information of the ablation site based on the generated image data,
    前記焼灼部位の移動情報に基づいて前記関心領域設定手段が設定した前記関心領域を位置補正する関心領域補正手段と、 A region of interest correcting means for position correction of said region of interest set by the region of interest setting means based on the movement information of the ablation site,
    この関心領域補正手段によって位置補正された関心領域に基づいて焼灼位置を補正する焼灼位置補正手段を有し、 Has a cauterizing position correcting means for correcting the ablation position based on the position correction region of interest by the interest area correcting means,
    前記超音波照射手段は、前記所定の焼灼位置に対する焼灼用超音波の照射に後続して補正された焼灼位置に対して焼灼用超音波を照射することを特徴とする超音波照射装置。 The ultrasonic irradiation means comprises an ultrasonic irradiation apparatus and then irradiating the ultrasonic ablation for subsequent to corrected ablation position to the irradiation of the ultrasonic ablation for the predetermined ablation position.
  2. 前記超音波照射手段は、前記所定の焼灼位置に対する焼灼用超音波の照射に後続して補正された前記所定の焼灼位置あるいは補正された他の焼灼位置に対して焼灼用超音波を照射することを特徴とする請求項1記載の超音波照射装置。 The ultrasonic irradiation means irradiating the ultrasonic ablation for subsequent to corrected predetermined ablation position or corrected other ablation position to the irradiation of the ultrasonic ablation for the predetermined ablation position ultrasonic irradiation apparatus according to claim 1, wherein.
  3. 前記移動情報検出手段は、前記所定の焼灼位置と前記画像データにおける焼灼部位の位置情報を比較することによって前記焼灼部位の移動情報を検出することを特徴とする請求項1記載の超音波照射装置。 The movement information detecting means, the predetermined ablation position and ultrasonic irradiation apparatus according to claim 1, wherein the detecting the movement information of the ablation site by comparing the position information of the ablation site in the image data .
  4. 前記移動情報検出手段は、前記焼灼部位の中心位置を算出する焼灼中心算出手段と、前記焼灼部位の中心位置と前記焼灼位置設定手段が設定した前記所定の焼灼位置を比較する焼灼位置比較手段を備えたことを特徴とする請求項3記載の超音波照射装置。 The movement information detecting means includes a cauterization center calculating means for calculating the center position of the ablation site, the ablation position comparing means for comparing the predetermined ablation position where the center position and the ablation position setting means has set the ablation site ultrasonic irradiation apparatus according to claim 3, characterized by comprising.
  5. 前記移動情報検出手段は、前記所定焼灼位置に対する焼灼の直後に生成された少なくとも2枚の画像データにおける焼灼部位の位置情報を比較することによって前記焼灼部位の移動量を計測することを特徴とする請求項1記載の超音波照射装置。 The movement information detecting unit is characterized by measuring the amount of movement of the ablation site by comparing the position information of the ablation site in at least two image data generated immediately after ablation with respect to the given ablation position ultrasonic irradiation apparatus according to claim 1.
  6. 前記移動情報検出手段は、前記画像データに対する相関処理によって前記移動情報を検出することを特徴とする請求項5記載の超音波焼灼装置。 The movement information detecting means, ultrasonic ablation device according to claim 5, wherein the detecting the movement information by the correlation processing of the image data.
  7. 前記画像データ生成手段は、超音波画像データ、X線CT画像データ、あるいはMRI画像データの何れかを生成することを特徴とする請求項1記載の超音波照射装置。 It said image data generating means, ultrasound image data, X-rays CT image data, or ultrasonic irradiation apparatus according to claim 1, wherein the generating one of MRI image data.
  8. 前記画像データ生成手段は、超音波による弾性画像データを生成することを特徴とする請求項1記載の超音波照射装置。 It said image data generating means, ultrasonic irradiation apparatus according to claim 1, wherein the generating the elastic image data by ultrasound.
  9. 前記医用画像データを表示する表示手段を備え、前記関心領域設定手段は、前記表示手段に表示された治療対象部位に対して前記関心領域を設定することを特徴とする請求項1記載の超音波照射装置。 Comprising a display means for displaying the medical image data, the region of interest setting means, ultrasound of claim 1, wherein the setting the region of interest with respect to the displayed target site to be treated on the display means irradiation apparatus.
  10. 医用画像データを生成するステップと、 Generating a medical image data,
    前記医用画像データの治療対象部位に対して関心領域を設定するステップと、 A step of setting a region of interest relative to the treated site of the medical image data,
    前記関心領域に基づいて1つ又は複数の焼灼位置を設定するステップと、 And setting one or more ablation position based on the region of interest,
    設定された所定の焼灼位置に対して焼灼用超音波を照射するステップと、 A step of irradiating the ultrasonic ablation against set predetermined ablation position,
    前記焼灼用超音波が照射された焼灼部位の画像データを生成するステップと、 And generating image data of the ablation site which ultrasonic the ablation is irradiated,
    生成された画像データに基づいて前記焼灼部位の移動情報を検出するステップと、 Detecting movement information of the ablation site based on the generated image data,
    前記焼灼部位の移動情報に基づいて前記焼灼位置設定手段が設定した焼灼位置を補正するステップと、 And correcting the ablation position set the ablation position setting means based on the movement information of the ablation site,
    補正された前記所定焼灼位置あるいは他の焼灼位置に対して焼灼用超音波を照射するステップを有することを特徴とする超音波照射方法。 Ultrasonic irradiation method characterized by comprising the step of irradiating the ultrasonic ablation respect corrected predetermined ablation position or other ablation position.
JP2004327260A 2004-11-11 2004-11-11 Apparatus and method for ultrasonic irradiation Pending JP2006136441A (en)

Priority Applications (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2004327260A JP2006136441A (en) 2004-11-11 2004-11-11 Apparatus and method for ultrasonic irradiation

Applications Claiming Priority (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2004327260A JP2006136441A (en) 2004-11-11 2004-11-11 Apparatus and method for ultrasonic irradiation

Publications (1)

Publication Number Publication Date
JP2006136441A true true JP2006136441A (en) 2006-06-01

Family

ID=36617621

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP2004327260A Pending JP2006136441A (en) 2004-11-11 2004-11-11 Apparatus and method for ultrasonic irradiation

Country Status (1)

Country Link
JP (1) JP2006136441A (en)

Cited By (13)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2008132109A (en) * 2006-11-28 2008-06-12 Toshiba Corp Ultrasonic diagnostic system and method for referring past image data
JP2008220802A (en) * 2007-03-15 2008-09-25 Hitachi Medical Corp Medical image diagnostic apparatus
JP2009011584A (en) * 2007-07-05 2009-01-22 Toshiba Corp Ultrasonic therapy apparatus
JP2010500084A (en) * 2006-08-11 2010-01-07 コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ The ultrasound system of cerebral blood flow imaging, and clot lysis with microbubbles
JP2010510854A (en) * 2006-11-28 2010-04-08 コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ 3d apparatus for ultrasound imaging and therapy
JP2010099193A (en) * 2008-10-22 2010-05-06 Toshiba Corp Medical image processor, ultrasonic diagnostic apparatus, and medical image processing program
WO2010125715A1 (en) * 2009-05-01 2010-11-04 キヤノン株式会社 Image diagnosis device and image diagnosis method
EP2319416A1 (en) * 2008-08-25 2011-05-11 Hitachi Medical Corporation Ultrasound diagnostic apparatus and method of displaying ultrasound image
JP2011188924A (en) * 2010-03-12 2011-09-29 Olympus Corp Ultrasonic irradiation apparatus
JP2012507324A (en) * 2008-11-04 2012-03-29 コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ Methods and systems for ultrasound treatment
JP2013132363A (en) * 2011-12-26 2013-07-08 Toshiba Corp Medical image diagnostic apparatus and medical treatment support method
KR20140108238A (en) * 2011-12-29 2014-09-05 알피니언메디칼시스템 주식회사 Method using transmitted and received signals for forming ultrasonic images for ultrasonic diagnosis, and high-intensity focused ultrasonic therapeutic device performing the sa
WO2018105467A1 (en) * 2016-12-07 2018-06-14 株式会社デンソー Information integrating apparatus

Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH05300910A (en) * 1992-02-28 1993-11-16 Toshiba Corp Ultrasonic medical treatment system
JPH06105851A (en) * 1992-09-30 1994-04-19 Toshiba Corp Ultrasonic therapeutic apparatus
JPH0884740A (en) * 1994-09-16 1996-04-02 Toshiba Corp Treatment apparatus
JPH10328194A (en) * 1997-03-31 1998-12-15 Toshiba Corp Ultrasonic therapy instrument
JP2003210460A (en) * 2002-01-18 2003-07-29 Hitachi Medical Corp Shearing modulus measuring device and therapeutic device

Patent Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH05300910A (en) * 1992-02-28 1993-11-16 Toshiba Corp Ultrasonic medical treatment system
JPH06105851A (en) * 1992-09-30 1994-04-19 Toshiba Corp Ultrasonic therapeutic apparatus
JPH0884740A (en) * 1994-09-16 1996-04-02 Toshiba Corp Treatment apparatus
JPH10328194A (en) * 1997-03-31 1998-12-15 Toshiba Corp Ultrasonic therapy instrument
JP2003210460A (en) * 2002-01-18 2003-07-29 Hitachi Medical Corp Shearing modulus measuring device and therapeutic device

Cited By (17)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2010500084A (en) * 2006-08-11 2010-01-07 コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ The ultrasound system of cerebral blood flow imaging, and clot lysis with microbubbles
JP2008132109A (en) * 2006-11-28 2008-06-12 Toshiba Corp Ultrasonic diagnostic system and method for referring past image data
JP2010510854A (en) * 2006-11-28 2010-04-08 コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ 3d apparatus for ultrasound imaging and therapy
JP2008220802A (en) * 2007-03-15 2008-09-25 Hitachi Medical Corp Medical image diagnostic apparatus
JP2009011584A (en) * 2007-07-05 2009-01-22 Toshiba Corp Ultrasonic therapy apparatus
EP2319416A4 (en) * 2008-08-25 2013-10-23 Hitachi Medical Corp Ultrasound diagnostic apparatus and method of displaying ultrasound image
EP2319416A1 (en) * 2008-08-25 2011-05-11 Hitachi Medical Corporation Ultrasound diagnostic apparatus and method of displaying ultrasound image
JP2010099193A (en) * 2008-10-22 2010-05-06 Toshiba Corp Medical image processor, ultrasonic diagnostic apparatus, and medical image processing program
JP2012507324A (en) * 2008-11-04 2012-03-29 コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ Methods and systems for ultrasound treatment
WO2010125715A1 (en) * 2009-05-01 2010-11-04 キヤノン株式会社 Image diagnosis device and image diagnosis method
JP2011188924A (en) * 2010-03-12 2011-09-29 Olympus Corp Ultrasonic irradiation apparatus
JP2013132363A (en) * 2011-12-26 2013-07-08 Toshiba Corp Medical image diagnostic apparatus and medical treatment support method
KR20140108238A (en) * 2011-12-29 2014-09-05 알피니언메디칼시스템 주식회사 Method using transmitted and received signals for forming ultrasonic images for ultrasonic diagnosis, and high-intensity focused ultrasonic therapeutic device performing the sa
CN104039392A (en) * 2011-12-29 2014-09-10 爱飞纽医疗机械贸易有限公司 Method using transmitted and received signals for forming ultrasonic images for ultrasonic diagnosis, and high intensity focused ultrasonic therapeutic device performing same
JP2015503967A (en) * 2011-12-29 2015-02-05 アルピニオン メディカル システムズ カンパニー リミテッドAlpinion Medical Systems Co.,Ltd. Ultrasound image forming method and high intensity focused ultrasound therapy apparatus therefor using the transmission and reception signals for the ultrasonic diagnostic
KR101629701B1 (en) * 2011-12-29 2016-06-14 알피니언메디칼시스템 주식회사 Method using transmitted and received signals for forming ultrasonic images for ultrasonic diagnosis, and high-intensity focused ultrasonic therapeutic device performing the sa
WO2018105467A1 (en) * 2016-12-07 2018-06-14 株式会社デンソー Information integrating apparatus

Similar Documents

Publication Publication Date Title
US7686763B2 (en) Use of contrast agents to increase the effectiveness of high intensity focused ultrasound therapy
US5769790A (en) Focused ultrasound surgery system guided by ultrasound imaging
US6019724A (en) Method for ultrasound guidance during clinical procedures
US6267734B1 (en) Ultrasound therapeutic apparatus
US5520188A (en) Annular array transducer
US6716184B2 (en) Ultrasound therapy head configured to couple to an ultrasound imaging probe to facilitate contemporaneous imaging using low intensity ultrasound and treatment using high intensity focused ultrasound
US5471988A (en) Ultrasonic diagnosis and therapy system in which focusing point of therapeutic ultrasonic wave is locked at predetermined position within observation ultrasonic scanning range
US20040106880A1 (en) Use of focused ultrasound for vascular sealing
EP0659387A2 (en) Ultrasonic diagnosis and therapy system in which focusing point of therapeutic ultrasonic wave is locked at predetermined position within observation ultrasonic scanning range
US20120029353A1 (en) Systems and methods for ultrasound treatment
US20060241523A1 (en) Ultrasound generating method, apparatus and probe
US6540700B1 (en) Ultrasound treatment apparatus
US7530356B2 (en) Method and system for noninvasive mastopexy
US20040106870A1 (en) Method for monitoring of medical treatment using pulse-echo ultrasound
US20050240170A1 (en) Insertable ultrasound probes, systems, and methods for thermal therapy
US20100274161A1 (en) Implosion techniques for ultrasound
US7470241B2 (en) Controlled high efficiency lesion formation using high intensity ultrasound
US20100174188A1 (en) High Intensity Focused Ultrasound Therapeutic System Guided by an Imaging Device
Vaezy et al. Image-guided acoustic therapy
US20110144490A1 (en) Devices and methods for adipose tissue reduction and skin contour irregularity smoothing
US20040122493A1 (en) Ultrasonic irradiation apparatus
US20060052706A1 (en) Phased array ultrasound for cardiac ablation
US6106517A (en) Surgical instrument with ultrasound pulse generator
US20050215899A1 (en) Methods, systems, and computer program products for acoustic radiation force impulse (ARFI) imaging of ablated tissue
US20070004984A1 (en) Method and apparatus for preparing organs and tissues for laparoscopic surgery

Legal Events

Date Code Title Description
A621 Written request for application examination

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621

Effective date: 20071112

A131 Notification of reasons for refusal

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131

Effective date: 20100521

A977 Report on retrieval

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A971007

Effective date: 20100520

A02 Decision of refusal

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A02

Effective date: 20101001