JP2012081004A - 被検体情報処理装置 - Google Patents
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Abstract
【解決手段】本発明の被検体情報処理装置は、音響波と超音波を受信する複数の受信素子と、受信素子にそれぞれ対応する複数のメモリを含み、音響波に基づく信号から光音響画像データを、超音波に基づく信号から超音波画像データを生成する演算手段と、音響波に基づく信号をメモリに格納し、光音響画像データの生成を開始した後、超音波に基づく信号をメモリの空き領域に格納し、光音響画像データの生成の残りと、超音波画像データの生成を時分割で実行する制御手段を有する。
【選択図】図1A
Description
場への適用が試みられている。また、リアルタイム取得した光音響画像を、一般の超音波エコーを用いた超音波画像と組み合わせることで、臨床現場における診断精度を大きく向上できると期待されている。
そこで、光音響トモグラフィ診断装置と超音波診断装置の受信信号処理部や画像データ生成部を共有し、コンパクトなシステムで光音響画像と一般の超音波画像双方を形成する試みがなされている(特許文献1、2参照)。
、メモリ等の搭載量を増やす必要があった。しかしメモリの搭載量を増やすことはコストアップを招くため、できるだけメモリ搭載量の増加を抑制することが求められていた。
図1Aは、本発明の第1の実施形態に係る光音響ならびに超音波装置1の構成を示す図である。
この光音響ならびに超音波装置1は、探触子2、AD変換器3、受信ビーム成形装置4、信号処理部5、画像処理部6、画像表示部7、遅延メモリ制御回路8、重み付け係数供給回路9、制御用CPU10、光照射部12、超音波送信部11から構成される。
9-Xは、アポダイゼーション用の重み付けデータを処理し、受信ビーム成形装置4中の
乗算器へ重み付け係数を供給する。尚、Xは、受信ビーム成形装置4中に存在する、アポダイゼーション用の乗算器の数量を示す。
本発明の演算手段は、上記の遅延メモリ制御回路、重み付け係数供給回路、受信ビーム成形装置に相当する。また、本発明の制御手段は、上記の制御用CPUに相当する。
データを保存できる容量を持つことが好ましい。最大遅延時間は一般的にプローブの形状、ch数、素子ピッチ等によって定まる。例えばリニアプローブの場合、素子アレイの中心から端部までを超音波が到達するのに必要な時間が最大遅延時間とされる。
全ての光音響信号を保存できる容量を持つことが好ましい。例えば、被検体の5cm程度までを観察したい場合、超音波が5cmの距離を伝搬する時間32μs分の光音響データを保存する必要がある。遅延調整メモリ14において必要とされる具体的な容量はAD変換器3のサンプリング周波数によって異なる。
御回路8は、この処理を、被検体の測定対象内のターゲット領域の座標に基づいて実行する。測定対象内のターゲット領域に由来する受信信号は、遅延メモリ制御回路8が出力した遅延調整メモリアドレスに従って遅延調整メモリ14より読み出され、受信ビーム成形装置4中の乗算器15に出力される。
図1Cは、ターゲットとする測定対象内のターゲット領域31と、受信素子アレイ30、アレイ中の受信素子32との位置関係の一例を示している。ターゲット領域31と、受信素子32間の距離Dは、ある一定の座標系の下、ターゲット領域31の座標(X1,Y1,Z1)と受信素子32の座標(X2,Y2,Z2)を決定すると、三平方の定理により即座に求
まる。
ことにより、ターゲット領域31からアレイ中の受信素子32までの、音響波到達時間が算出される。
ターゲットとする測定対象内から光音響波または超音波を受信している間、遅延調整メモリ14は各メモリアドレスに光音響波または超音波由来のデジタル信号を順次時系列で、しかもある一定の規則に従って、格納する。
まず、人体への光照射によって放出された光音響波に由来する光音響信号は、遅延調整メモリ14中の領域Yに格納される。そして、遅延メモリ制御回路8が供給する遅延調整メモリアドレスをもとに光音響信号の整相加算が実行される。そして、一旦光音響信号を取り込み終了すると同時に、超音波の送受信を開始する。そして、光音響信号の整相加算と、被検体で反射した超音波に由来する超音波信号の整相加算を時分割で行う。この時分割処理では、例えば、遅延調整メモリ14への受信信号書き込みが50MHzで行われている
場合、遅延調整メモリ14からの受信信号読み出しを200MHzで行い、光音響信号の整相加算と超音波信号の整相加算を3:1の割合で行う。
シングルビーム成形モードで、時分割で交互に行われる、といった具合になる。このような時分割処理の制御は、制御用CPUが光照射や超音波送信、探触子による音響波受信、遅延調整メモリからのデータ読み出し、加算回路における加算処理などのタイミングや処理に費やす時間を調整することにより実現される。
測定サイクル開始とともに光音響波取得のため生体への光照射が行われる。その次の光音響波取得フェーズAでは、光を吸収した測定対象内から放出された光音響波を探触子に
て受信し、測定対象内のターゲット領域について整相加算処理を行い、光音響画像データを生成する。そして、光音響波取得フェーズA終了後に超音波取得フェーズBが開始し、超音波の送信動作と受信動作がN回繰り返し行われ、超音波画像データが生成される。
測定サイクル開始とともに光音響波取得のため生体への光照射が行われる。その次の光音響波取得フェーズAでは、光を吸収した測定対象内で発生した光音響波を探触子にて受
信し、測定対象内のターゲット領域について整相加算処理を行い、光音響画像データを生成する。光音響波取得フェーズAより後に開始される超音波取得フェーズB’では、超音波の送信動作と受信動作がM回繰り返し行われ、超音波画像データが生成される。
算も時分割処理されるため、多数の超音波受信ビーム成形は困難である。よって、少数の超音波受信ビーム成形を行う。しかし、B2フェーズでは超音波信号の整相加算のみを行えるため、多数の超音波受信ビーム成形へと動作を切り替え、超音波画像のフレームレート
を向上させる。
ける超音波送受信回数Nよりも多くなり、超音波の取得可能時間、つまり超音波信号によ
る観察時間が長くできる。よって、超音波画像のリアルタイム性が著しく損なわれることはない。
態においては、遅延調整メモリ14は、超音波信号保存用の領域Xと、光音響信号保存用
の領域Yを持つ。よって、一旦光音響波取得が終了した時点で、超音波取得フェーズB’を開始し、空き領域である超音波信号保存用の領域Xへ超音波信号を保存しはじめて良い。
図2は、本発明の第2の実施形態に係る受信ビーム成形装置4とその周辺回路を示す図である。ここでは、32chの受信ビーム成形装置4において、8chを1グループとして整相加算する構成を例とする。
される具体的な容量はAD変換器3のサンプリング周波数によって異なる。
遅延調整メモリ14に対する遅延調整メモリアドレスの供給法、重み係数の乗算器15への供給法は、第1の実施形態と同様である。
まず人体への光照射によって発生した光音響波に由来する光音響信号は遅延調整メモリ14に格納される。そして、遅延メモリ制御回路8が供給する遅延調整メモリアドレスをもとに光音響信号の整相加算が行われる。この時、第一超音波受信ビーム成形装置ユニット60−1〜4の出力は、第二超音波受信ビーム成形装置ユニット61中の遅延調整メモリ17を経由して加算回路18へ入力されてもよい。あるいは、遅延調整メモリ17を経由せず直接加算回路18へ入力されてもよい(図示せず)。
信号の整相加算用のデータ読み出し量を3:1の割合で行う。この時、マルチビーム成形モードで行う光音響画像データ生成と、シングルビーム成形モードで行う超音波画像データ生成を、時分割で交互に行うことになる。
や診断状況で最適となるよう調節するものとする。
{(第一超音波受信ビーム成形装置ユニット60の数−1)×(第一超音波受信ビーム成形装置ユニット60に含まれるch数)}ch
{(前段の超音波受信ビーム成形装置ユニット数―1)×(前段の超音波受信ビーム成形装置ユニットの持つch数)}ch
この時、遅延メモリ14中に全ch(図1Bの場合は32ch)の最大遅延時間分の超音波受信データを格納可能な容量が無くとも、矛盾なく整相加算処理が実現可能である。
[{(第一超音波受信ビーム成形装置ユニット60の数−1)×(第一超音波受信ビー
ム成形装置ユニット60に含まれるch数)}chの最大遅延時間分の超音波受信データを格納可能な容量]×(データ読み出し周波数/サンプリング周波数)
ある目標点から各受信素子までの距離は異なるため、目標点から反射される超音波が各受信素子すなわち各超音波受信チャンネルに到達する時間には差違が生じる。そのため、超音波受信ビーム成形装置では、各受信素子から受信した信号を遅延時間調整し、目標点から反射してきた超音波に由来する超音波信号の検出を行う。図2に示す超音波受信ビーム成形装置中の各チャンネルに対しても、目標点から反射された超音波に由来する超音波信号を得るため、遅延時間調整を行う。この時、第一超音波受信ビーム成形装置ユニット60−1〜4は、目的方向のビームを得るため、各チャンネルに割り当てられた遅延量情報に従い、遅延調整メモリ14−1〜14−32に蓄えられたデジタル信号を乗算器15−1〜32に出力する。
{前段の超音波受信ビーム成形装置ユニット数―1}×(前段の超音波受信ビーム成形装置ユニットの持つch数)}ch
こうした構成を取ることで、整相加算回路の規模を増大させることなく、光音響信号と超音波信号を時分割で整相加算処理できる。
520×7/31×14bit×32個=52.6Kb
次の加算段では以下の容量の遅延調整メモリ17が必要となる。
520×24/31×14bit×4個×4=90.2Kb
したがって、整相加算に必要なメモリ容量は、合計142.8Kbとなる。
分の音響信号を保存する必要がある。
5(cm)/1540(m)/20(ns)=1600
この時必要な遅延調整メモリ14の32ch分の容量は、以下のようになる。
1600×14bit×32個=716.8Kb
響画像データ生成と超音波画像データ生成を時分割で行っても良い(図示せず)。
加えて、本発明の第2の実施形態によれば、光音響信号の整相加算処理と超音波信号の整相加算処理を時分割で行えるため、超音波画像のリアルタイム性を著しく低下させることなく、光音響画像データと超音波画像データ双方のリアルタイム生成を実現できる。
図3は、本発明の第3の実施形態に係る、超音波信号取得時の受信ビーム成形装置4とその周辺回路を示す図である。
この受信ビーム成形装置4は、遅延調整メモリ22、乗算器23、加算回路24、25、27、28、遅延調整メモリ26から構成される。
〜28-3の出力を整相加算データとして信号処理部5へ転送する。
よいことが一般的に知られている。光音響トモグラフィ診断装置の場合、人体への光照射によって発生し受信素子へ到達する光音響波の周波数は1MHz程度である。
明において、6MHzを中心周波数帯域とする探触子を用いたとする。この場合、光音響波
の中心周波数は1MHzであるのに対し、超音波の中心周波数は6MHzであり、波長には6倍の違いが生ずる。つまり、光音響波に対しては、超音波用の6MHz探触子の素子ピッチは
必要以上に細かくなってしまう。
22-12、遅延調整メモリ22-13〜22-15、遅延調整メモリ22-16〜22-1
8についても同様である。
し、加算回路24-5を乗算器23-11、23-14、23-17に接続し、さらに加算回路24-6を乗算器23-12、23-15、23-18に接続する。この場合、加算回路24の個数は、一つの素子と見なされたグループの個数と同じになる。
〜22-6に入力する。こういった構成により、3つのAD変換器3に入力された受信信号
が重畳され、光音響信号のSN比が向上する。
すなわち、超音波信号を処理する時には、加算回路24−1〜3と、加算回路24−4〜6の出力が、それぞれ加算回路25−1、25−2で加算される。そして、加算回路25−1〜2の出力が、加算回路27でさらに加算される。そして、加算回路27の出力が整相加算データとして、信号処理部5へ転送される。
また、本発明の第3の実施形態に係る、光音響ならびに超音波装置の遅延調整メモリ14の必要容量の決定法は、第2の実施形態と同様とする。
第3の実施形態では、本発明におけるM個の信号を整相加算する第1整相加算手段とは、9個の信号を整相加算する第一超音波受信ビーム成形装置ユニット70に相当する。N個の信号を整相加算する第2整相加算手段とは、2個の信号を整相加算する第二超音波受信ビーム成形装置ユニット71に相当する。それぞれの第1整相加算手段内に含まれるP個の第1加算器とは、それぞれの第一超音波受信ビーム成形装置ユニット70内にある3個の加算回路24に相当し、第2加算器とは、加算回路25に相当する。本発明における
第3加算器とは、加算回路28に相当する。
加えて、本発明の第3の実施形態によれば、光音響波取得時には、整相加算回路を複数並列に設置した場合と同様の効果を得ることができ、光音響信号の整相加算処理を高速で行える。よって、超音波画像のフレームレートを著しく低下させることなく、光音響画像データと超音波画像データ双方のリアルタイム生成を実現できる。また、光音響信号のSN比を向上できる。
よって、本発明の第1〜3の実施形態においては、光音響画像と超音波画像のリアルタイム性を十分に確保した、診断能の高い医用画像を生成可能である。
Claims (6)
- 光を吸収した測定対象から放出される音響波、および、測定対象に送信された超音波が測定対象の内部で反射した超音波を受信する複数の受信素子と、
前記複数の受信素子のそれぞれに対応しており、対応する受信素子が受信した音響波または超音波に基づく信号を格納する複数のメモリを含み、前記音響波に基づく信号を整相加算して光音響画像データを生成し、前記超音波に基づく信号を整相加算して超音波画像データを生成する演算手段と、
前記音響波に基づく信号を前記メモリに格納し、前記光音響画像データの整相加算を開始した後、前記超音波に基づく信号を前記メモリの空き領域に格納し、前記光音響画像データの残りの整相加算と、前記超音波画像データの整相加算を時分割で実行する制御手段と、
を有することを特徴とする被検体情報処理装置。 - 前記制御手段は、前記光音響画像データの残りの整相加算が終了するまでは、前記超音波画像データの整相加算をシングルビーム成形モードで行い、前記光音響画像データの残りの整相加算が終了した後は、前記超音波画像データの整相加算をマルチビーム成形モードで実行する
ことを特徴とする請求項1に記載の被検体情報処理装置。 - 前記複数のメモリは、少なくとも測定対象全体の光音響画像データを生成するために必要な量の信号を格納するだけの容量を持ち、
前記制御手段は、前記光音響画像データの整相加算が進行して前記複数のメモリに所定の容量の空き領域ができた時点で、前記超音波に基づく信号を当該空き領域に格納してから、前記超音波画像データの整相加算を開始する制御を行う
ことを特徴とする請求項1または2に記載の被検体情報処理装置。 - 前記複数の受信素子は、M個の受信素子ごとにN個のグループに分けられており(M、Nは1より大きい整数)、
前記演算手段は、
グループごとに設けられ、同じグループに含まれるM個の受信素子から得られたM個の信号を整相加算するN個の第1整相加算手段と、
前記N個の第1整相加算手段から出力されるN個の信号を整相加算する第2整相加算手段と、を含む
ことを特徴とする請求項1〜3のいずれか1項に記載の被検体情報処理装置。 - 各グループのM個の受信素子は、隣接するP個の受信素子ごとにQ個のサブグループに分けられており(P、Qは1より大きい整数であり、P×Q=Mを満たす)、
前記N個の第1整相加算手段はそれぞれ、
各サブグループのP個の受信素子から得られたP個の信号がそれぞれ入力され、Q個のサブグループにおける対応する受信素子からそれぞれ得られたQ個の信号を加算する、P個の第1加算器と、
前記P個の第1加算器から出力されるP個の信号を加算し前記第2整相加算手段へ出力する第2加算器と、を含み、
前記演算手段は、
各第1整相加算手段のP個の第1加算器にそれぞれ接続され、N個の第1整相加算手段における対応する第1加算器からそれぞれ出力されたN個の信号を加算する、P個の第3加算器を含み、
超音波画像データの整相加算の場合は、前記第2整相加算手段から出力される信号を超音波画像データとして出力し、
光音響画像データの整相加算の場合は、前記第3加算器から出力される信号を光音響画像データとして出力する。
ことを特徴とする請求項4に記載の被検体情報処理装置。 - 前記超音波画像データに基づく超音波画像と、前記光音響画像データに基づく光音響画像を、合成して重畳表示するか、所定の割合で交互に表示するか、または並べて表示する画像表示部をさらに有する
ことを特徴とする請求項1〜5のいずれか1項に記載の被検体情報処理装置。
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