JP2009279111A - 医用撮像装置 - Google Patents
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Abstract
【課題】２次元超音波トランスデューサアレイを用いることにより超音波画像を得るための時間を短縮すると共に、アレイを固定したまま放射線撮影を行っても良好な放射線画像を得る。
【解決手段】この医用撮像装置は、放射線を発生する放射線発生部と、放射線を検出する放射線検出部と、２次元状に配置された複数の超音波トランスデューサを含み、放射線発生部と放射線検出部との間に配置された超音波トランスデューサアレイと、放射線検出部の検出結果に基づいて放射線画像データを生成する放射線画像データ生成部と、放射線発生部によって発生され被検体及び超音波トランスデューサアレイを透過した放射線の検出結果に基づいて生成された放射線画像データに対して画像処理を施すことにより、該放射線画像データによって表される放射線画像から超音波トランスデューサアレイの像を除去する画像処理部とを具備する。
【選択図】図１
【解決手段】この医用撮像装置は、放射線を発生する放射線発生部と、放射線を検出する放射線検出部と、２次元状に配置された複数の超音波トランスデューサを含み、放射線発生部と放射線検出部との間に配置された超音波トランスデューサアレイと、放射線検出部の検出結果に基づいて放射線画像データを生成する放射線画像データ生成部と、放射線発生部によって発生され被検体及び超音波トランスデューサアレイを透過した放射線の検出結果に基づいて生成された放射線画像データに対して画像処理を施すことにより、該放射線画像データによって表される放射線画像から超音波トランスデューサアレイの像を除去する画像処理部とを具備する。
【選択図】図１
Description
本発明は、乳癌等を診断するために、放射線及び超音波を用いて乳腺・乳房の撮像を行う医用撮像装置に関する。
従来より、放射線（Ｘ線、α線、β線、γ線、電子線、紫外線等）を用いた撮影方法は様々な分野で利用されており、特に医療分野においては、診断のための最も重要な手段の１つとなっている。乳癌を診断するために行われる乳房のＸ線撮影（Ｘ線マンモグラフィー）によって得られる放射線画像は、腫瘤や癌の前兆である石灰化を発見するために有用であるが、被検者の乳腺密度等によっては、石灰化を発見することが困難な場合がある。そこで、放射線及び超音波を併用することにより、放射線画像と超音波画像との両方に基づいて診断を行うことが検討されている。Ｘ線マンモグラフィー及び超音波撮像は、それぞれ次のような特徴を有している。
Ｘ線マンモグラフィーは、癌の初期症状の１つである石灰化を写し出すのに適しており、高解像度で高感度な検出が可能である。特に、閉経後の女性のように、乳腺組織が萎縮を始めて脂肪に置換された脂肪質（所謂、"ｆａｔ ｂｒｅａｓｔ"）の場合には、Ｘ線マンモグラフィーによって得られる情報が多くなる。しかしながら、Ｘ線撮影は、組織の特異性（組織性状）の検出能力が低いという短所を有している。
また、Ｘ線画像において、乳腺は均一な軟部組織の濃度を呈するので、思春期〜閉経前の女性のように、乳腺が発達している乳腺質（所謂、"ｄｅｎｓｅ ｂｒｅａｓｔ"）の場合には、腫瘤の検出が困難になる。さらに、Ｘ線マンモグラフィーにおいては、立体である被検体を平面に投影した２次元画像しか得ることができないので、仮に腫瘤が発見されても、その腫瘤の深さ方向の位置や大きさ等の情報を把握するのが困難である。
一方、超音波撮像は、組織の特異性（例えば、嚢腫と固形物との違い）を検出でき、小葉癌を検出することもできる。また、リアルタイムに画像を観察したり、３次元画像を生成することも可能である。しかしながら、超音波撮像検査の精度は、医師等のオペレータの技術に依存することが多く、再現性も低い。また、超音波画像においては、微小な石灰化を観察することが困難である。
このように、Ｘ線マンモグラフィー検査と超音波撮像検査とは互いに一長一短であるので、乳癌を確実に発見するためには、両方の検査を行うことが望ましい。Ｘ線マンモグラフィー検査は、圧迫板によって被検体（乳房）を圧迫した状態で行われるので、同じ状態における被検体のＸ線画像と超音波画像とに基づいて診断を行うためには、超音波撮像検査も、Ｘ線マンモグラフィーの検査が行われたときと同じ状態、即ち、圧迫板によって被検体（乳房）を圧迫した状態で行うことが必要である。そのために、放射線及び超音波を併用して乳腺・乳房の撮像を行う医用撮像装置が検討されている。
そのような医用撮像装置において、圧迫板によって圧迫された状態の被検体（乳房）を１次元超音波トランスデューサアレイを用いて機械的にスキャンすると、超音波画像を得るために時間がかかってしまうという問題がある。そこで、超音波画像を得るための時間を短縮するために、２次元超音波トランスデューサアレイを用いることが考えられる。
関連する技術として、特許文献１には、Ｘ線と超音波技術の両方を用いて乳房の組織を撮影する装置が、圧迫板の下方に配置されたグリッドのさらに下方に２次元超音波トランスデューサアレイを備えることが開示されている。この装置において、２次元超音波トランスデューサアレイの接続ワイアは、グリッドのＸ線吸収材料の列と一致するように２次元超音波トランスデューサアレイを横切って配置されており、Ｘ線フィルムへの照射の間に、接続ワイアはＸ線フィルム上に像を形成しない。
しかしながら、グリッドを静止させたままでＸ線撮影を行うと、接続ワイアの像は形成されなくても、グリッドの像が形成されてしまう。グリッドの像が形成されないようにするためには、グリッドを２次元超音波トランスデューサアレイと共に移動させながらＸ線撮影を行う必要があるが、その場合には移動機構が複雑なものとなってしまう。
特許第３４６１５０９号公報（特表平９−５０４２１１号公報）（コラム１０、第１５−２２行）
そこで、上記の点に鑑み、本発明は、２次元超音波トランスデューサアレイを用いることにより超音波画像を得るための時間を短縮すると共に、２次元超音波トランスデューサアレイを固定したまま放射線撮影を行っても良好な放射線画像が得られる医用撮像装置を提供することを目的とする。
上記課題を解決するため、本発明の１つの観点に係る医用撮像装置は、放射線を発生する放射線発生部と、放射線を検出する放射線検出部と、２次元状に配置された複数の超音波トランスデューサを含み、放射線発生部と放射線検出部との間に配置された超音波トランスデューサアレイと、放射線検出部の検出結果に基づいて放射線画像データを生成する放射線画像データ生成部と、放射線発生部によって発生され被検体及び超音波トランスデューサアレイを透過した放射線の検出結果に基づいて生成された放射線画像データに対して画像処理を施すことにより、該放射線画像データによって表される放射線画像から超音波トランスデューサアレイの像を除去する画像処理部とを具備する。
本発明によれば、２次元超音波トランスデューサアレイを用いることにより超音波画像を得るための時間を短縮すると共に、被検体及び超音波トランスデューサアレイを透過した放射線の検出結果に基づいて生成された放射線画像から超音波トランスデューサアレイの像を除去する画像処理を行うことにより、２次元超音波トランスデューサアレイを固定したまま放射線撮影を行っても良好な放射線画像を得ることができる。
以下、本発明の実施形態について、図面を参照しながら詳しく説明する。なお、同一の構成要素には同一の参照番号を付して、説明を省略する。
図１は、本発明の第１の実施形態に係る医用撮像装置の構成を示すブロック図である。この医用撮像装置は、乳房に放射線を照射し、乳房を透過する放射線を検出することによって放射線画像を生成する放射線マンモグラフィー装置の機能と、乳房に超音波を送信し、乳房の内部において反射した超音波エコーを受信することによって超音波画像を生成する超音波診断装置の機能とを併せ持った医用撮像装置である。以下においては、放射線としてＸ線を使用する場合について説明するが、α線、β線、γ線、電子線、紫外線等も使用可能である。
図１は、本発明の第１の実施形態に係る医用撮像装置の構成を示すブロック図である。この医用撮像装置は、乳房に放射線を照射し、乳房を透過する放射線を検出することによって放射線画像を生成する放射線マンモグラフィー装置の機能と、乳房に超音波を送信し、乳房の内部において反射した超音波エコーを受信することによって超音波画像を生成する超音波診断装置の機能とを併せ持った医用撮像装置である。以下においては、放射線としてＸ線を使用する場合について説明するが、α線、β線、γ線、電子線、紫外線等も使用可能である。
図１に示すように、医用撮像装置は、放射線発生部を構成するＸ線管１０及びフィルタ１１と、Ｘ線管１０によって発生され被検体１を透過したＸ線を検出する放射線検出部１２と、被検体１である乳房を押さえるための圧迫板１３と、圧迫板１３を移動させる圧迫板移動機構１４と、圧迫板１３に印加される圧力を検出する圧力センサ１５と、超音波の送受信を行う複数の超音波トランスデユーサを含む超音波トランスデユーサアレイ１６とを、撮像部において有している。
さらに、医用撮像装置は、圧迫板移動機構１４等を制御する移動制御部２０と、放射線撮像制御部３０と、超音波撮像制御部４０と、画像表示制御部５０と、表示部６１及び６２と、操作卓７０と、制御部８０と、格納部９０とを有している。
図２は、本発明の第１の実施形態に係る医用撮像装置における撮像部の外観を示す側面図である。図２に示すように、医用撮像装置の撮像部は、アーム部２と、アーム部２を上下方向（Ｚ軸方向）に移動可能に保持する基台３と、アーム部２を基台３に連結する軸部４とを有している。アーム部２には、Ｘ線管１０と、フィルタ１１と、被検体１が載置される撮影台１７と、撮影台１７との間で被検体１を圧迫する圧迫板１３と、圧迫板１３を移動させる圧迫板移動機構１４とが設けられている。Ｘ線管１０は、その内部に焦点１０ａを有する。また、撮影台１７の内部には、放射線検出部１２と、超音波トランスデユーサアレイ１６とが設けられている。
圧迫板１３は、撮影台１７に対して平行に設置されており、移動制御部２０（図１）の制御の下で、圧迫板移動機構１４が、圧迫板１３を圧迫面に略垂直な方向（Ｚ軸方向）に移動させる。圧力センサ１５（図１）は、圧迫板１３に印加される圧力を検出し、その検出結果に基づいて、移動制御部２０が、圧迫板移動機構１４を制御する。圧迫板１３と撮影台１７とによって被検体（乳房）１を挟み込むことにより、乳房の厚さを均一にした状態でＸ線撮影及び超音波撮像が行われる。ここで、圧迫板１３は、乳房を圧迫する際の位置合わせや圧迫状態の確認を行うために光学的に透明であり、Ｘ線管１０から放射されるＸ線を透過させる材料によって形成されていることが望ましい。
図３は、本発明の第１の実施形態に係る医用撮像装置における撮像部の一部を拡大して示す断面図である。Ｘ線管１０は、管電圧が印加されることによってＸ線を発生する。フィルタ１１は、モリブデン（Ｍｏ）又はロジウム（Ｒｈ）等の材料によって作成され、Ｘ線管１０が発生するＸ線に含まれている複数の波長成分の内から所望の波長成分を選択的に透過する。
放射線検出部１２としては、イメージングプレート、又は、フラットパネル・ディテクタ（ＦＰＤ）等を使用することができる。本実施形態においては、フラットパネル・ディテクタが使用される。フラットパネル・ディテクタは、２次元領域における複数の検出ポイントにおいてＸ線を検出し、Ｘ線の強度に応じた大きさを有する検出信号（放射線検出信号）を出力する。また、放射線検出部１２の上方には、Ｘ線の散乱を防止してコントラストを改善するグリッド１８が配置されている。グリッド１８は、鉛等のＸ線吸収材料によって構成される。
放射線発生部から放射されたＸ線は、圧迫板１３、被検体１、撮影台１７の上部、超音波トランスデユーサアレイ１６、及び、グリッド１８を透過して放射線検出部１２に到達し、放射線画像が形成される。放射線画像を表す放射線検出信号は、放射線検出部１２からケーブルを介して放射線撮像制御部３０（図１）に出力される。
超音波トランスデユーサアレイ１６は、２次元状に配列された複数の超音波トランスデューサと、それらの超音波トランスデューサを超音波撮像制御部４０（図１）と電気的に接続するための配線パターンと、それらを支持するベース部材とを備えている。
図４Ａ及び図４Ｂは、図３に示す超音波トランスデユーサアレイにおける超音波トランスデユーサの配置例を示す平面図及び側面図である。図４Ａに示すように、複数の超音波トランスデユーサ６が、ＸＹ平面に沿って、配列ピッチＰの間隔で、２次元マトリクス状に配列されている。生体内の超音波の波長をλとしたときに、配列ピッチＰの値は、λ／２〜２λ程度とすることが望ましい。乳癌の検診においては、一般的に、１０ＭＨｚ程度の周波数を有する超音波を用いるので、超音波トランスデユーサの配列ピッチＰは、０．２ｍｍ〜０．３ｍｍが適している。
図４Ｂに示すように、複数の超音波トランスデユーサ６が、ベース部材５上に実装されている。ベース部材５は、ガラスエポキシ樹脂、セラミック、又は、シリコンを含む材料で作成され、少なくとも１層の配線層が設けられている。配線層には、配線パターンと、素子取付け用のランドとが形成されている。なお、ベース部材５の上面を曲面とすることにより、複数の超音波トランスデユーサ６の長手方向が概ねＸ線管の焦点１０ａ（図２及び図３）を向くようにしても良い。
各々の超音波トランスデユーサ６は、振動子６１と、振動子６１と被検体（生体）との間で音響インピーダンスを整合させることにより超音波の伝播効率を高める音響整合層６２と、超音波を集束又は拡散させるための音響レンズ（又は、保護層）６３と、振動子６１から発生する不要な超音波を減衰させるバッキング材６４とを含んでいる。
音響整合層６２の材料としては、例えば、エポキシ樹脂、ウレタン樹脂、シリコン、アクリル樹脂等の有機材料に、高い音響インピーダンスを有する材料粉末（タングステン、フェライト粉等）を混ぜ合わせた材料が用いられる。また、バッキング材６４の材料としては、音響減衰の大きいエポキシ樹脂やゴム等が用いられる。
振動子６１は、例えば、ＰＺＴ（チタン酸ジルコン酸鉛：Pb(lead) zirconate titanate）に代表される圧電セラミックや、ＰＶＤＦ（ポリフッ化ビニリデン：polyvinylidene difluoride）に代表される高分子圧電素子等の圧電性を有する材料（圧電体）６５と、圧電体６５の両端に形成された個別電極６６及び共通電極６７とによって構成される。一般に、共通電極６７は、接地電位に接続される。
さらに、超音波トランスデユーサアレイは、複数の振動子６１間における干渉を低減し、横方向の振動を抑えて振動子６１を縦方向のみに振動させるために、複数の振動子６１の間に充填された充填材を含んでいても良い。また、音響整合層６２が、超音波の伝播効率を上げるために多層構造となっていても良い。
振動子６１の電極６６及び６７に、パルス状又は連続波の電圧を印加すると、圧電体が伸縮する。この伸縮により、それぞれの振動子からパルス状又は連続波の超音波が発生し、これらの超音波の合成によって超音波ビームが形成される。また、それぞれの振動子は、伝搬する超音波を受信することによって伸縮し、電気信号を発生する。これらの電気信号は、受信信号として出力される。
再び図３を参照すると、本実施形態においては、撮影台１７の内部に２次元超音波トランスデユーサアレイ１６が配置されており、超音波トランスデユーサアレイ１６は、撮影台１７の上部を介して被検体１と音響的に接続される。超音波撮像制御部４０（図１）からケーブルを介して供給される駆動信号に従って超音波トランスデユーサアレイ１６から送信された超音波は、被検体１によって反射されて超音波エコーを生じ、超音波エコーを受信した超音波トランスデユーサアレイ１６が、ケーブルを介して超音波撮像制御部４０に受信信号を出力する。
本実施形態によれば、２次元超音波トランスデユーサアレイ１６を使用することにより、被検体１を機械的にスキャンする必要がないので、超音波画像を短時間で取得することが可能である。しかしながら、Ｘ線管１０と放射線検出部１２との間のＸ線通過経路内に超音波トランスデユーサアレイ１６が存在するので、放射線画像において、被検体１の像だけでなく、超音波トランスデユーサアレイ１６（特に、振動子及び配線パターン）の像が形成されて、診断において障害となってしまう。そこで、後で詳しく説明するように、超音波トランスデユーサアレイ１６の像を除去するために画像処理が行われる。
再び図１を参照しながら、放射線撮像系について説明する。
放射線撮像制御部３０は、管電圧・管電流制御部３１と、高電圧発生部３２と、Ａ／Ｄ変換器３３と、放射線画像データ生成部３４と、画像処理部３５と、画像データ格納部３６とを含んでいる。
放射線撮像制御部３０は、管電圧・管電流制御部３１と、高電圧発生部３２と、Ａ／Ｄ変換器３３と、放射線画像データ生成部３４と、画像処理部３５と、画像データ格納部３６とを含んでいる。
Ｘ線管１０においては、陰極と陽極との間にかける管電圧によってＸ線の透過性が決定され、陰極と陽極との間に流れる管電流の時間積分値（ｍＡｓ値：管電流時間積）によってＸ線の発生量が決定される。また、Ｘ線管１０において用いられるターゲットの材料とフィルタ１１において用いられる材料との組み合わせ（例えば、タングステン／ロジウム、モリブデン／モリブデン、モリブデン／ロジウム、ロジウム／ロジウム等）を設定することにより、Ｘ線の特性が制御される。
管電圧・管電流制御部３１は、目標値に従って、管電圧や管電流等の撮影条件を調整する。管電圧及び管電流の目標値は、オペレータが、操作卓７０を用いてマニュアルで調整することができる。高電圧発生部３２は、管電圧・管電流制御部３１の制御の下で、Ｘ線管１０に印加される高電圧を発生する。
Ａ／Ｄ変換器３３は、放射線検出部１２から出力されるアナログの放射線検出信号をディジタル信号（放射線検出データ）に変換し、放射線画像データ生成部３４は、放射線検出データに基づいて放射線画像データを生成する。
画像処理部３５は、放射線発生部によって発生され被検体１及び超音波トランスデューサアレイ１６を透過した放射線の検出結果に基づいて生成された放射線画像データに対して画像処理を施すことにより、放射線画像データによって表される放射線画像から超音波トランスデューサアレイ１６の像を除去する。
本実施形態においては、画像処理部３５が、被検体１及び超音波トランスデューサアレイ１６の像を含む放射線画像と、超音波トランスデューサアレイ１６の放射線画像との間で、サブトラクション処理を行う。そのために、被検体１が存在しないときに超音波トランスデユーサアレイ１６の放射線撮影を行うことにより、超音波トランスデユーサアレイ１６の放射線画像を表す第１の放射線画像データが生成される。第１の放射線画像データの生成は、工場出荷前、メインテナンス時、実際の検査の直前のいずれにおいて行うようにしても良い。画像処理部３５は、放射線画像データ生成部３４によって生成された第１の放射線画像データを画像データ格納部３６に格納する。
実際の検査において、被検体１の放射線撮影を行うことにより、被検体１及び超音波トランスデユーサアレイ１６を透過したＸ線を検出して得られる放射線検出信号に基づいて、第２の放射線画像データが生成される。画像処理部３５は、第２の放射線画像データと第１の放射線画像データとの間でサブトラクション処理を行うことにより、第２の放射線画像データによって表される放射線画像から超音波トランスデユーサアレイ１６の像を除去する。
即ち、画像処理部３５は、第２の放射線画像データの値から第１の放射線画像データの値を減算するサブトラクション処理を行う。ただし、放射線画像は、放射線発生部において用いられる管電圧、管電流時間積、ターゲット、及び、フィルタ等の撮影条件によって変化するので、それらの撮影条件の内の１つ又は複数の組み合わせに従って、補正係数が予め定められている。画像処理部３５は、少なくとも１つの撮影条件に従って定められた補正係数を利用して、第１及び／又は第２の放射線画像データの値を補正してからサブトラクション処理を行う。グリッドの像も、同様にして除去することが可能である。なお、グリッドを移動させながらＸ線撮影を行う場合には、グリッドの像は殆ど現れない。
図５は、第１の実施形態のサブトラクション処理における放射線画像を示す図である。図５の（ａ）は、第１の放射線画像データによって表される超音波トランスデユーサアレイの放射線画像を示しており、図５の（ｂ）は、第２の放射線画像データによって表される被検体及び超音波トランスデユーサアレイの像を含む放射線画像を示しており、図５の（ｃ）は、サブトラクション処理が施された放射線画像データによって表される被検体の放射線画像を示している。
次に、再び図１を参照しながら、超音波撮像系について説明する。
超音波撮像制御部４０は、走査制御部４１と、送信回路４２と、受信回路４３と、Ａ／Ｄ変換器４４と、信号処理部４５と、Ｂモード画像データ生成部４６とを含んでいる。
超音波撮像制御部４０は、走査制御部４１と、送信回路４２と、受信回路４３と、Ａ／Ｄ変換器４４と、信号処理部４５と、Ｂモード画像データ生成部４６とを含んでいる。
走査制御部４１は、移動制御部２０の制御の下で、送信回路４２から超音波トランスデューサアレイ１６の各超音波トランスデューサに印加される駆動信号の周波数及び電圧を設定して、送信される超音波の周波数及び音圧を調節する。また、走査制御部４１は、超音波ビームの送信方向を順次設定し、設定された送信方向に応じて送信遅延パターンを選択する送信制御機能と、超音波エコーの受信方向を順次設定し、設定された受信方向に応じて受信遅延パターンを選択する受信制御機能とを有している。
ここで、送信遅延パターンとは、超音波トランスデューサアレイ１６に含まれている複数の超音波トランスデューサから送信される超音波によって所望の方向に超音波ビームを形成するために複数の駆動信号に与えられる遅延時間のパターンであり、受信遅延パターンとは、複数の超音波トランスデューサによって受信される超音波によって所望の方向からの超音波エコーを抽出するために複数の受信信号に与えられる遅延時間のパターンである。複数の送信遅延パターン及び複数の受信遅延パターンは、メモリ等に格納されている。
送信回路４２は、複数の超音波トランスデューサにそれぞれ印加される複数の駆動信号を生成する。その際に、送信回路４２は、走査制御部４１によって選択された送信遅延パターンに基づいて、複数の超音波トランスデューサから送信される超音波が超音波ビームを形成するように複数の駆動信号の遅延量を調節して超音波トランスデューサアレイ１６に供給しても良いし、複数の超音波トランスデューサから一度に送信される超音波が被検体の撮像領域全体に届くように複数の駆動信号を超音波トランスデューサアレイ１６に供給しても良い。
受信回路４３は、複数の超音波トランスデューサからそれぞれ出力される複数の超音波受信信号を増幅し、Ａ／Ｄ変換器４４は、受信回路４３によって増幅されたアナログの超音波受信信号をディジタルの超音波受信信号に変換する。信号処理部４５は、走査制御部４１によって選択された受信遅延パターンに基づいて、複数の超音波受信信号にそれぞれの遅延時間を与え、それらの超音波受信信号を加算することにより、受信フォーカス処理を行う。この受信フォーカス処理によって、超音波エコーの焦点が絞り込まれた音線信号が形成される。
さらに、信号処理部４５は、音線信号に対して、ＳＴＣ（Sensitivity Time gain Control：センシティビティ・タイム・ゲイン・コントロール）によって、超音波の反射位置の深度に応じて距離による減衰の補正をした後、ローパスフィルタ等によって包絡線検波処理を施すことにより、包絡線信号を生成する。
Ｂモード画像データ生成部４６は、包絡線信号に対して、対数圧縮やゲイン調整等の処理を施して画像データを生成し、この画像データを、通常のテレビジョン信号の走査方式に従う画像データに変換（ラスター変換）することにより、Ｂモード画像データを生成する。
画像表示制御部５０は、放射線撮像制御部３０から出力される放射線画像データ、及び、超音波撮像制御部４０から出力される超音波画像データに対し、階調処理等の必要な画像処理を施して表示用の画像データを生成し、画像の表示を制御する。それにより、放射線画像及び超音波画像が、表示部６１及び６２にそれぞれ表示される。
操作卓７０は、オペレータが医用撮像装置を操作するために用いられる。制御部８０は、オペレータの操作に基づいて各部を制御する。以上において、移動制御部２０、放射線画像データ生成部３４、画像処理部３５、走査制御部４１、信号処理部４５〜画像表示制御部５０、及び、制御部８０は、中央演算装置（ＣＰＵ）と、ＣＰＵに各種の処理を行わせるためのソフトウェア（プログラム）とによって構成されるが、これらをディジタル回路又はアナログ回路で構成しても良い。このソフトウェア（プログラム）は、ハードディスク又はメモリ等によって構成された格納部９０に格納されている。また、格納部９０に、走査制御部４１によって選択される送信遅延パターン及び受信遅延パターンを格納するようにしても良い。
次に、本発明の第２の実施形態について説明する。
図６は、本発明の第２の実施形態に係る医用撮像装置における撮像部の一部を拡大して示す断面図である。圧迫板１３は、圧迫方向（Ｚ軸方向）に沿って被検体１を圧迫する第１の面（図６における下面）と、第１の面に対して反対側の第２の面（図６における上面）とを有している。第２の実施形態においては、圧迫板１３の上面に２次元超音波トランスデユーサアレイ１６が配置されており、超音波トランスデユーサアレイ１６は、圧迫板１３を介して被検体１と音響的に接続される。その他の点に関しては、第１の実施形態と同様である。
図６は、本発明の第２の実施形態に係る医用撮像装置における撮像部の一部を拡大して示す断面図である。圧迫板１３は、圧迫方向（Ｚ軸方向）に沿って被検体１を圧迫する第１の面（図６における下面）と、第１の面に対して反対側の第２の面（図６における上面）とを有している。第２の実施形態においては、圧迫板１３の上面に２次元超音波トランスデユーサアレイ１６が配置されており、超音波トランスデユーサアレイ１６は、圧迫板１３を介して被検体１と音響的に接続される。その他の点に関しては、第１の実施形態と同様である。
ここで、圧迫板１３は、乳房を圧迫する際の位置合わせや圧迫状態の確認を行うために光学的に透明であり、Ｘ線管１０から放射されるＸ線を透過させると共に、超音波トランスデユーサアレイ１６から送信される超音波を伝播し易い材料によって形成されていることが望ましい。圧迫板１３の材料としては、例えば、超音波の反射率に影響する音響インピーダンスと超音波の減衰に影響する減衰係数とにおいて適した値を有するポリカーボネイト、アクリル、又は、ポリメチルペンテン等の樹脂を用いることができる。
放射線発生部から放射されたＸ線は、超音波トランスデユーサアレイ１６、圧迫板１３、被検体１、撮影台１７の上部、及び、グリッド１８を透過して放射線検出部１２に到達し、放射線画像が形成される。第２の実施形態によれば、放射線発生部から放射されたＸ線が被検体１に照射される前に超音波トランスデユーサアレイ１６を透過するので、放射線検出部１２において第１の実施形態におけるのと同じＸ線強度を得る場合に、被検体１のＸ線被曝量を小さくすることができる。しかしながら、被検体１の厚さによって圧迫板１３と放射線検出部１２との間の距離が変化するので、圧迫板１３の上面に配置された２次元超音波トランスデユーサアレイ１６の像の拡大率もそれに応じて変化する。
そこで、図１に示す画像処理部３５は、圧迫板１３の圧迫方向（Ｚ軸方向）における位置に関する情報を移動制御部２０から入力し、その情報に基づいて、超音波トランスデューサアレイ１６の像の拡大率を算出する。例えば、圧迫板１３が最も下方において撮影台１７に接しているときの拡大率を「１」とし、そのときに超音波トランスデユーサアレイ１６の放射線撮影を行うことにより、超音波トランスデユーサアレイ１６の放射線画像を表す第１の放射線画像データが生成される。画像処理部３５は、放射線画像データ生成部３４によって生成された第１の放射線画像データを、画像データ格納部３６に格納する。
実際の検査において、画像処理部３５が、圧迫板１３が被検体１に接しているときの拡大率αを算出する。そのときに被検体１の放射線撮影を行うことにより、被検体１及び超音波トランスデユーサアレイ１６を透過したＸ線を検出して得られる放射線検出信号に基づいて、第２の放射線画像データが生成される。画像処理部３５は、算出された拡大率αに応じて、第１の放射線画像データによって表される超音波トランスデューサアレイ１６の像を拡大して、第２の放射線画像データと第１の放射線画像データとの間でサブトラクション処理を行うことにより、第２の放射線画像データによって表される放射線画像から超音波トランスデューサアレイ１６の像を除去する。
ただし、第１の放射線画像データが取得されるときの圧迫板１３の位置によってはα＜１となる場合も生じ、その場合には、画像処理部３５は、算出された拡大率αに応じて、第１の放射線画像データによって表される超音波トランスデューサアレイ１６の像を縮小する。本実施形態においても、画像処理部３５は、放射線発生部において用いられる管電圧、管電流時間積、ターゲット、及び、フィルタ等の撮影条件の内の少なくとも１つに従って定められた補正係数を利用して、第１及び／又は第２の放射線画像データの値を補正してからサブトラクション処理を行うようにしても良い。
図７は、第２の実施形態のサブトラクション処理における放射線画像を示す図である。図５の（ａ）は、第１の放射線画像データによって表される超音波トランスデユーサアレイの放射線画像を示しており、図５の（ｂ）は、拡大された超音波トランスデユーサアレイの放射線画像を示しており、図５の（ｃ）は、第２の放射線画像データによって表される被検体及び超音波トランスデユーサアレイの放射線画像を示しており、図５の（ｄ）は、サブトラクション処理が施された放射線画像データによって表される被検体の放射線画像を示している。
次に、本発明の第３の実施形態について説明する。第３の実施形態においては、放射線画像に対して、サブトラクション処理の替わりにフィルタリング処理が施される。その他の点に関しては、第１又は第２の実施形態と同様である。
図４Ａに示すように、複数の超音波トランスデユーサ６はＸＹ平面に沿って配列ピッチＰの間隔で２次元マトリクス状に配列されているので、超音波トランスデユーサアレイの像を含む放射線画像には、この配列ピッチＰに起因する特有の空間周波数成分が含まれている。そこで、図１に示す画像処理部３５は、被検体１及び超音波トランスデユーサアレイ１６を透過したＸ線の検出結果に基づいて生成された放射線画像データを２次元フーリエ変換することにより、空間周波数データを算出する。
図８Ａは、超音波トランスデユーサアレイの像を含む放射線画像の空間周波数データによって表される空間周波数スペクトラムを示す図である。この空間周波数スペクトラムにおいては、超音波トランスデユーサアレイの配列ピッチに起因する特有の空間周波数成分ｆＡと、グリッドの配列ピッチに起因する特有の空間周波数成分ｆＢとが含まれている。そこで、画像処理部３５は、空間周波数データにおいて、少なくとも超音波トランスデューサアレイの配列ピッチに対応する空間周波数成分ｆＡを消去し、その部分を他の空間周波数成分に基づいて補間する。さらに、画像処理部３５は、空間周波数データにおいて、グリッドの配列ピッチに対応する空間周波数成分ｆＢを消去し、その部分を他の空間周波数成分に基づいて補間するようにしても良い。なお、グリッドを移動させながらＸ線撮影を行う場合には、グリッドの配列ピッチに起因する特有の空間周波数成分ｆＢは殆ど現れない。
図８Ｂは、超音波トランスデューサアレイの配列ピッチに対応する空間周波数成分が消去された空間周波数データによって表される空間周波数スペクトラムを示す図である。その後、画像処理部３５は、空間周波数データを逆２次元フーリエ変換することにより、放射線画像データを算出する。この放射線画像データにおいては、超音波トランスデューサアレイの像が除去されている。
本発明は、乳癌等を診断するために、放射線及び超音波を用いて乳腺・乳房の撮像を行う医用撮像装置において利用することが可能である。
１ 被検体
２ アーム部
３ 基台
４ 軸部
５ ベース部材
６ 超音波トランスデューサ
６１ 振動子
６２ 音響整合層
６３ 音響レンズ又は保護層
６４ バッキング材
６５ 圧電体
６６ 個別電極
６７ 共通電極
１０ Ｘ線管
１０ａ 焦点
１１ フィルタ
１２ 放射線検出部
１３ 圧迫板
１４ 圧迫板移動機構
１５ 圧力センサ
１６ 超音波トランスデューサアレイ
１７ 撮影台
１８ グリッド
２０ 移動制御部
３０ 放射線撮像制御部
３１ 管電圧・管電流制御部
３２ 高電圧発生部
３３ Ａ／Ｄ変換器
３４ 放射線画像データ生成部
３５ 画像処理部
３６ 画像データ格納部
４０ 超音波撮像制御部
４１ 走査制御部
４２ 送信回路
４３ 受信回路
４４ Ａ／Ｄ変換器
４５ 信号処理部
４６ Ｂモード画像データ生成部
５０ 画像表示制御部
６１、６２ 表示部
７０ 操作卓
８０ 制御部
９０ 格納部
２ アーム部
３ 基台
４ 軸部
５ ベース部材
６ 超音波トランスデューサ
６１ 振動子
６２ 音響整合層
６３ 音響レンズ又は保護層
６４ バッキング材
６５ 圧電体
６６ 個別電極
６７ 共通電極
１０ Ｘ線管
１０ａ 焦点
１１ フィルタ
１２ 放射線検出部
１３ 圧迫板
１４ 圧迫板移動機構
１５ 圧力センサ
１６ 超音波トランスデューサアレイ
１７ 撮影台
１８ グリッド
２０ 移動制御部
３０ 放射線撮像制御部
３１ 管電圧・管電流制御部
３２ 高電圧発生部
３３ Ａ／Ｄ変換器
３４ 放射線画像データ生成部
３５ 画像処理部
３６ 画像データ格納部
４０ 超音波撮像制御部
４１ 走査制御部
４２ 送信回路
４３ 受信回路
４４ Ａ／Ｄ変換器
４５ 信号処理部
４６ Ｂモード画像データ生成部
５０ 画像表示制御部
６１、６２ 表示部
７０ 操作卓
８０ 制御部
９０ 格納部
Claims (7)
- 放射線を発生する放射線発生部と、
放射線を検出する放射線検出部と、
２次元状に配置された複数の超音波トランスデューサを含み、前記放射線発生部と前記放射線検出部との間に配置された超音波トランスデューサアレイと、
前記放射線検出部の検出結果に基づいて放射線画像データを生成する放射線画像データ生成部と、
前記放射線発生部によって発生され被検体及び前記超音波トランスデューサアレイを透過した放射線の検出結果に基づいて生成された放射線画像データに対して画像処理を施すことにより、該放射線画像データによって表される放射線画像から前記超音波トランスデューサアレイの像を除去する画像処理部と、
を具備する医用撮像装置。 - 被検体が載置される撮影台と、
被検体を圧迫する第１の面と該第１の面に対向する第２の面とを有し、前記撮影台との間で被検体を圧迫する圧迫板と、
をさらに具備し、前記超音波トランスデューサアレイが、前記撮影台の内部に配置されている、請求項１記載の医用撮像装置。 - 被検体が載置される撮影台と、
被検体を圧迫する第１の面と該第１の面に対向する第２の面とを有し、前記撮影台との間で被検体を圧迫する圧迫板と、
をさらに具備し、前記超音波トランスデューサアレイが、前記圧迫板の第２の面に配置されている、請求項１記載の医用撮像装置。 - 前記超音波トランスデューサアレイの放射線画像を表す第１の放射線画像データを格納する格納部をさらに具備し、
前記画像処理部が、前記放射線発生部によって発生され被検体及び前記超音波トランスデューサアレイを透過した放射線の検出結果に基づいて生成された第２の放射線画像データの値から前記第１の放射線画像データの値を減算するサブトラクション処理を行う、請求項２記載の医用撮像装置。 - 前記超音波トランスデューサアレイの放射線画像を表す第１の放射線画像データを格納する格納部をさらに具備し、
前記画像処理部が、前記圧迫板の圧迫方向における位置に関する情報に基づいて前記超音波トランスデューサアレイの像の拡大率を算出し、算出された拡大率に応じて放射線画像を拡大又は縮小するように前記第１の放射線画像データを処理し、前記放射線発生部によって発生され被検体及び前記超音波トランスデューサアレイを透過した放射線の検出結果に基づいて生成された第２の放射線画像データの値から前記第１の放射線画像データの値を減算するサブトラクション処理を行う、請求項３記載の医用撮像装置。 - 前記画像処理部が、前記放射線発生部において用いられる管電圧、管電流時間積、ターゲット、及び、フィルタの内の少なくとも１つに従って定められた補正係数を利用して前記第１及び／又は第２の放射線画像データの値を補正してからサブトラクション処理を行う、請求項４又は５記載の医用撮像装置。
- 前記画像処理部が、前記放射線発生部によって発生され被検体及び前記超音波トランスデューサアレイを透過した放射線の検出結果に基づいて生成された放射線画像データを２次元フーリエ変換することにより空間周波数データを算出し、該空間周波数データにおいて少なくとも前記超音波トランスデューサアレイの配列ピッチに対応する空間周波数成分を消去した後に該空間周波数データを逆２次元フーリエ変換することにより、前記超音波トランスデューサアレイの像が除去された放射線画像データを算出する、請求項１〜３のいずれか１項記載の医用撮像装置。
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