JP3916600B2 - 超音波撮像装置及び撮像方法 - Google Patents

Description

本発明は、超音波を用いて被検体内を画像として抽出する超音波撮像装置及びその超音波撮像装置に用いられる超音波探触子、並びにその超音波撮像装置を用いた撮像方法に関する。

低侵襲手術は大きな切開を伴わずに手術する術式であり、それゆえに術後のＱＯＬ（quality of life）の向上や、手術による感染症のリスク低減、入院期間の短縮など患者にとって多くのメリットがある。しかし、もし充分に術野の状況を術者が把握出来ていなければ低侵襲の前提が大きく崩れてしまう。それ故に低侵襲治療と画像支援は不可分なものであるといえる。特に循環器系を対象とする手術の場合、術式によって対象臓器の時間的な形状変化が著しいので、局所的な視野を与える内視鏡等の撮像画像に加え対象臓器とその近傍を含めた全体的な構造を提示する撮像画像による支援が必要である。例えば特開平４−３１２４４６号公報に開示されているように、ＭＲＩ（核磁気共鳴撮像装置）は外からガントリ内への術者のアクセスが可能な開放型ＭＲＩが実用化した。このことから、ＭＲＩは前記の画像支援手段として相応しものといえる。

また超音波撮像装置は近年、そのインタラクティブ性に加え、高速、高精細、高機能化により、術者の目として光学的内視鏡を補い、かつ術野の局所的像に関してリアルタイム性でＭＲＩを補うことが出来る。撮像領域に関しても、ＭＲＩは体全体であるのに対し、超音波は局所領域のみである。よって低侵襲治療のための画像支援として、ＭＲＩと超音波の二つの撮像手段を備えることは、これらが互いに相補的な関係にあるため、極めて有用である。

超音波撮像画像で高精細画像を得るためには、送波パルスが時間軸方向に短いこと、すなわち周波数空間においてはブロードバンドであることが望ましいことは既に公知である。特に第二高調波イメージング技術の発達に伴い、ブロードバンドの超音波パルスを送波出来る超音波探触子の必要性はゆるぎないものとなっている。その実現手段として、ＰＺＴ（チタン酸ジルコン酸鉛）セラミックからなる超音波振動子の送波側に音響整合層を重ね、背面には超音波を減衰させるバッキング材を配する構造が既に公知となっている。複数の層からなる音響整合層のＰＺＴ側の層とバッキング材は高分子材料と金属紛を混ぜ、その音響インピーダンスを適切な値に調整して用いている。音響インピーダンスとはその材料の音速と密度の積で表される量であり、音響インピーダンスの変化の大きいところで音は反射が起こる。ＰＺＴの音響インピーダンスは３４×１０⁶ｋｇ／ｍ²ｓ程度であり、被検体の音響インピーダンスは１．５×１０⁶ｋｇ／ｍ²ｓ程度であるため、図１の構造のように、被検体とＰＺＴの間に中間の音響インピーダンスの材料を入れ、音の伝播方向に沿って音響インピーダンスを徐々に変化させ、不要な反射を押さえている。バッキング材に関しては、減衰率が大きいゴム等の材料をベースにすることで、ＰＺＴからバッキング材に入った音が反対側の端で反射して戻ってくることがないように作られており、それがバッキング材の音響的な役割である。

しかしＭＲＩのガントリ内に超音波プローブをおいてＭＲＩを撮像するには解決すべき課題がなお二つある。すなわち、超音波プローブの材質そのものが周囲の静磁場に与える影響と、超音波プローブに送られる電気信号によって生じる漏洩電磁波がＭＲＩの画像に与える影響を抑える必要がある。音響整合層の一部とバッキング材に関しては、これまでの我々の検討では、選択材料として非磁性であることを考慮するという対策があるが、その材料中に若干でも磁性体不純物が含まれていると、その影響でＭＲＩの画像は大きく乱されることがわかった。

本発明は、まず、超音波探触子材料中の磁性体不純物をコントロールし、超音波探触子の材質そのものがＭＲＩの画像に影響を与えない超音波探触子を提供することを目的とする。

二つ目の課題として、超音波探触子が超音波撮像装置につながっていることにより、超音波探触子からの漏洩電磁波のＭＲＩの画像に対する影響に関して述べる。超音波探触子から被検体への超音波送波中においては探触子からの漏洩電磁波が強く、超音波撮像とＭＲＩの撮像を同時に行うことは困難である。そこで、超音波撮像を行うタイミングとＭＲＩの撮像を行うタイミングをずらすことで、二つの撮像手段により準同時計測するという対策が必要となる。

しかし準同時計測を実施するには、超音波探触子が材質としてＭＲＩの画像に影響を与えないというだけでは不充分である。すなわち、ＭＲＩの撮像中に超音波撮像装置の電源がオフであれば、材質だけの問題となるが、現状の超音波撮像装置はコンピュータで制御しており、電源のオンオフに時間がかかるので、準同時計測の時に毎回超音波撮像装置の電源をオフにするには現実的でない。

従って、本発明は、ＭＲＩの撮像中に超音波探触子から漏洩電磁場が発生しない超音波撮像装置を提供することをも目的とする。更に、本発明は、ＭＲＩと超音波撮像装置による準同時計測の新しい方法を提供することをも目的とする。

前記目的を達成すべく、本発明による超音波探触子は、圧電体と、圧電体の超音波放射側に設けられた音響整合層と、圧電体の背面側に設けられたバッキング材とを備える超音波探触子において、圧電体、音響整合層及びバッキング材中に含まれる磁化率が０．１以上の磁性体分子の濃度が３×１０^-7ｍｏｌ／ｃｍ³以下であることを特徴とする。磁性体不純物の含有濃度をこのように制御すると、超音波探触子の材質そのものがＭＲＩの画像に影響を与えることが回避される。

本発明による超音波撮像装置は、圧電体と、圧電体の超音波放射側に設けられた音響整合層と、圧電体の背面側に設けられたバッキング材とを備え、圧電体、音響整合層及びバッキング材中に含まれる磁化率が０．１以上の磁性体分子の濃度が３×１０^-7ｍｏｌ／ｃｍ³以下である超音波探触子と、超音波探触子からの、ＭＲＩに影響を与える漏洩電磁波の放射を遮断する機構を備えたことを特徴とする。

本発明による超音波撮像装置は、また、圧電体と、圧電体の超音波放射側に設けられた音響整合層と、圧電体の背面側に設けられたバッキング材とを備え、圧電体、音響整合層及びバッキング材中に含まれる磁化率が０．１以上の磁性体分子の濃度が３×１０^-7ｍｏｌ／ｃｍ³以下である超音波探触子と、被検体内の超音波の送波焦点位置を制御する送波ビームフォーマと、被検体内の超音波の受波焦点位置を制御する受波ビームフォーマと、送波ビームフォーマからの送波電気信号を超音波探触子に接続するか、超音波探触子からの受波電気信号を受波フォーマに接続するかを切り替える送受切り替えスイッチと、超音波探触子と送受切り替えスイッチの間に配置され、必要により両者を電気的に切り離すスイッチ手段とを含むことを特徴とする。

本発明による超音波撮像装置は、また、圧電体と、圧電体の超音波放射側に設けられた音響整合層と、圧電体の背面側に設けられたバッキング材とを備え、圧電体、音響整合層及びバッキング材中に含まれる磁化率が０．１以上の磁性体分子の濃度が３×１０^-7ｍｏｌ／ｃｍ³以下である超音波探触子と、被検体内の超音波の送波焦点位置を制御する送波ビームフォーマ及び被検体内の超音波の受波焦点位置を制御する受波ビームフォーマを備えるデジタル信号処理部と、送波ビームフォーマからの送波電気信号を超音波探触子に接続するか、超音波探触子からの受波電気信号を受波フォーマに接続するかを切り替える送受切り替えスイッチを含むアナログ信号処理部と、デジタル信号処理部とアナログ信号処理部の間を必要により電気的に切り離すスイッチ手段とを備えることを特徴とする。

本発明による撮像方法は、ＭＲＩと前記した超音波撮像装置とを用い、ＭＲＩのガントリ内に配置された被検体をＭＲＩと超音波撮像装置によって交互に撮像する撮像方法において、ＭＲＩによる撮像中は、超音波撮像装置のスイッチ手段により、超音波探触子と送受切り替えスイッチの間を電気的に切り離す、あるいは、デジタル信号処理部とアナログ信号処理部を電気的に切り離すことを特徴とする。

この撮像方法によると、ＭＲＩ撮像中に超音波探触子から発生する漏洩電磁場によってＭＲ画像が乱れることがない。

本発明によると、超音波探触子がＭＲＩガントリ内にあっても、静磁場を歪ませる効果や、漏洩電流がノイズを生み出す効果を通してＭＲＩの画像に歪等の影響を与えることがない。その結果として、ＭＲＩと超音波撮像装置という、撮像速度、撮像領域の異なる二つの撮像手段によって、かつこれらが互い相手の画像を劣化させることなく、治療の画像支援を行うことが可能となる。

以下、図面を参照して本発明の実施の形態を説明する。

図１は、本発明による超音波探触子の概略構造図である。この超音波探触子１０は、電圧を印加されると歪みが生じる性質をもつ圧電セラミックス１と、超音波照射面に付いている音響整合層２、音響レンズ４、圧電セラミックス１の超音波照射面と反対側についているバッキング材３、および圧電セラミックス１に電気信号を送波受波するためのフレキシブルプリント基板５から構成されている。

圧電セラミックス１は音響インピーダンスが被検体の音響インピーダンスに比べ大きいため、そのままでは圧電セラミックス１から被検体への音の伝達効率が悪い。そのため被検体と圧電セラミックスの中間の音響インピーダンスをもつ音響整合層２を間に挟むことで音の伝達効率を高めている。音響レンズ４は、アレイ化された長軸方向が電子フォーカスを行うのに対し、これに直交する短軸方向のフォーカスを行うためのレンズである。バッキング材３は、照射方向と反対に進んだ超音波が超音波探触子の底面で反射し戻ってくることによる不要応答を防ぐために減衰材として入れてある。

内部が図１に示されるような構造をした超音波探触子１０を用いて、図２に示されるように超音波探触子操作者１４がＭＲＩ装置１１のガントリ内で、被検体１２の内部を超音波撮像装置１３の画面及びＭＲＩの画面を用いながら観測を行う。その画像支援下で術者は手術を行う。この時、超音波探触子１０が、ＭＲＩの画像に歪等の影響をもたらしてはならない。そのためには、まず超音波探触子１０の材料中の磁性体不純物の濃度が問題となる。ここでまず問題となるのは、音響整合層２とバッキング材３中の金属粉末である。これら金属粉末が磁性をもってはならないし、混合物全体で電気伝導性があると渦電流が発生することになる。

そこで金属粉末を金属酸化物にとり換えることで、絶縁性を確保する。音響整合層やバッキング材中の音響インピーダンスは４．５Ｍｋｇ／ｍ²ｓ程度であることが必要である。音響インピーダンスは材料の音速と密度の積であり、高分子材料と金属粉末の混合物においては、音速は約１５００ｍ／ｓであるから、密度は３０００ｋｇ／ｍ³程度になる必要がある。高分子の密度は材料により多少の変動があるが、大抵の候補材料は３０００ｋｇ／ｍ³よりは軽いので、混合する粉末の密度は逆にそれより大きいことが必須となる。その結果、それぞれ密度が１２．１×１０³ｋｇ／ｍ³の二酸化タングステン、９．７×１０³ｋｇ／ｍ³の二酸化ハフニウム、８．８×１０³ｋｇ／ｍ³の三酸化ニビスマス、８．６×１０³ｋｇ／ｍ³の三酸化エルビウム、８．４×１０³ｋｇ／ｍ³の三酸化ホロニウム、８．２×１０³ｋｇ／ｍ³の五酸化二タンタル、７．３×１０³ｋｇ／ｍ³の酸化ニオブ、７．２×１０³ｋｇ／ｍ³の三酸化タングステン、６．５×１０³ｋｇ／ｍ³の二酸化モリブデン、三酸化二ランタン、５．９×１０³ｋｇ／ｍ³の三酸化ニガリウム、二酸化ジルコニウム、５．０×１０³ｋｇ／ｍ³の三酸化イットリウム、４．９×１０³ｋｇ／ｍ³の二酸化チタン、４．７×１０³ｋｇ／ｍ³の三酸化モリブデン、４．６×１０³ｋｇ／ｍ³の五酸化二ニオブなどが高分子と混合する金属化合物として適切である。

図３は、超音波探触子がＭＲＩ画像に与える影響の評価実験の結果を説明する図である。図３（ａ）は、ＭＲＩの造影剤として機能するガドリニウムを僅かに含んだ水からなる円筒形のＭＲＩファントムのみをＭＲＩガントリ内に置いたときのＭＲＩ断層像で、円内が均一の濃度で画像化されている。図３（ｂ）は、円筒形ＭＲＩファントム上に鉄不純物が０．０４％含まれる酸化ジルコニウム粉末をバッキング材に用いた超音波探触子を置いてＭＲＩの断層像を撮った結果であり、上方の探触子周辺の画像が欠落している。図３（ｃ）は、円筒形ＭＲＩファントム上に鉄不純物が１．６×１０^-7ｍｏｌ／ｃｍ³含まれる酸化ジルコニウム粉末を置いてＭＲＩの断層像を撮った結果を示す像であり、この像については後述する。

図３（ｂ）に示す様に、鉄不純物が僅か０．０４％含まれる酸化ジルコニウム粉末をバッキング材に用いた超音波探触子においてもＭＲＩの画像に影響が出る。磁化率が大きい不純物の影響は、ＭＲＩの画像を撮像する前のシミングによって、その影響を取り除く事が可能であるが、超音波探触子は撮像したい面の場所に合わせて動かすので、探触子中に磁化率の大きい不純物が含まれている場合に、その影響を前もって取り去ることは困難である。

ＭＲＩの画像の精度が上がるほど、磁化率の大きい不純物の影響が僅かでも、無視できなくなる。しかし、元来生体中にも血中のヘモグロビンに含まれる鉄分など磁化率の大きい物質が存在するので、超音波探触子中と生体中で、磁化率と濃度の積が同程度まで押さえることが出来れば、その超音波探触子中の磁化率の大きい不純物の影響は問題にはならない。超音波探触子中の強磁性体として、以下では主に鉄を想定する。これは不純物としての入り易さは、凡そ地殻の組成に比例すると考えられ、強磁性体では鉄が４．７％、ニッケルが０．０１％、コバルトが０．００４％であることを考慮して鉄のみを想定した。一方で、生体中に存在しかつ磁化率の大きい物質は主に鉄、酸素分子である。

例えば、中西らの「水酸化鉄ゾルの安定性と生体内挙動：表面、vol.9(1971)pp.505-517」に示されるように、鉄は成人の体内に約５ｇ程度存在し、そのうち約６０％が血中に存在するので、１．１×１０^-6ｍｏｌ／ｃｍ³の濃度が変動する分として含まれている。一方、酸素は、その飽和濃度から考えると最大で、１．４×１０^-6ｍｏｌ／ｃｍ³の濃度だけ含まれるので、磁化率が鉄より４桁程度小さいことを考えると、ほぼ無視出来る量である。すなわち、生体中の鉄と、超音波探触子中の鉄不純物同士を比較すればよいということになる。血中の鉄のうち時間変動する分より超音波探触子中の鉄不純物の量が少なければ良いので、１．１×１０^-6ｍｏｌ／ｃｍ³の約３割である３×１０^-7ｍｏｌ／ｃｍ³より超音波探触子材料中の鉄不純物濃度が小さければＭＲＩの画像に影響を与えないと推定される。実際に鉄不純物濃度が１．６×１０^-7ｍｏｌ／ｃｍ³の酸化ジルコニウム粉末を円筒形ＭＲＩファントムの上にのせ、ＭＲＩ断層像を撮った結果が図３（ｃ）に示す図であり、推定どおり、画像に影響が無いことが確認された。

ここでは、超音波探触子中の不純物として、鉄を想定したが、探触子材料によって、混じり易い元素は異なる。しかし、ここでは原子の化学的な性質ではなく、磁化率と含有量の積が問題となるので、鉄以外にニッケルやコバルトなどの他の強磁性体でも結果は同じになることが容易に推定される。

次に、漏洩電磁波のフリーズモードについて、まず図４を用いて説明する。図４は、漏洩電磁波フリーズモードを備えた超音波診断装置のブロック図である。

制御系２６の制御の元で、送波波形メモリ２１に格納された送波波形で、所定の送波焦点に合わせた遅延時間のもとで、送波ビームフォーマ２２が駆動される。この送波ビームフォーマ２２からの電気信号が送受切り替えスイッチ２３及び探触子切離しスイッチ３２を介して超音波探触子１０に送られ、電気から超音波に変換され、ここには図示しない被検体に超音波パルスが送波される。被検体内の散乱体で反射され超音波探触子に到達した超音波信号は超音波探触子１０で電気信号に変換され、探触子切り替えスイッチ３２、送受切り替えスイッチ２３、タイムゲインコントロールアンプ２４を介して受波ビームフォーマ２５に送られ、制御系２６の制御下で、ダイナミックにフォーカスされて、整相出力がここには図示しない検波回路、スキャンコンバータ、画像表示部に送られ、断層像が出力される。

従来のフリーズモードは、図４の送波ビームフォーマ２２の出力信号をオフにするなどの方法で、超音波送波をオフにしているが、超音波撮像装置のシステムクロックなどにより生じる漏洩電磁波については、超音波探触子１０が超音波撮像装置と電気的につながっている限り、超音波探触子１０を介してＭＲＩの受波コイル内に電磁波が入り画像が劣化していた。超音波撮像装置のシステムが出すノイズは、超音波撮像装置自体の電源をオフにすることで無くすことが出来るが、これは前述のようにＭＲＩと超音波撮像を交互に行うときに、毎回超音波撮像装置の電源をオフにするのは妥当ではない。

本発明では、漏洩電磁波フリーズ入力部３１を備え、グランド線も含め超音波探触子１０とデジタル処理部を切り離す手段を備える。図４に示した実施形態では、送受切り替えスイッチ２３と超音波探触子１０の間に探触子切り離しスイッチ３２を設け、この探触子切り離しスイッチ３２を漏洩電磁波フリーズ入力部３１からの信号によって制御し、ＭＲＩの撮像中、超音波探触子１０とデジタル処理部を切り離すようにした。

図５は、本発明の別の実施形態を示すブロック図である。本例のように、漏洩電磁波を遮断する場所はアナログ処理部１００とデジタル処理部１０１の間でも良い。デジタル超音波診断装置は送波の場合は送波ビームフォーマ２２内のデジタル・アナログ変換器で、デジタル信号からアナログ信号に変換され、送受切り替えスイッチ２３を介し超音波探触子１０から超音波を送波する。受波の場合は、超音波探触子１０で、超音波がアナログ電気信号に変換され、受波ビームフォーマ２５内のアナログ・デジタル変換器でアナログ信号からデジタル信号に変換される。漏洩電磁波の原因となる超音波撮像装置の制御系の信号は、送波受波それぞれのアナログ処理部とデジタル処理部の境目で、アナログ処理部・デジタル処理部切り離しスイッチ３３によって切り離す事が出来る。なお、漏洩電磁波フリーズ入力は、オペレータが入力する形態を取っても良いし、ＭＲＩからの撮像中との信号を入力するようにすることも有効である。更に超音波探触子１０と超音波診断装置の間にＭＲＩのＲＦ信号の帯域の部分を除去する帯域除去フィルタを入れ、万全を期すことも有効である。

切離しスイッチを入れた効果について、図６を用いて説明する。図６（ａ）は参照画像で、ＭＲＩガントリ内に超音波探触子を用いこんでいない場合のＭＲＩ像である。撮像対象は人体頭部の縦断面である。図６（ｂ）は超音波探触子をＭＲＩガントリ内に持ちこみ、かつ本発明の方法を用いない従来の方法で、超音波送波をフリーズにした場合で、横方法に１０本入っているノイズが超音波撮像装置からの漏洩電磁波によるものである。図６（ｃ）は、本発明によって超音波探触子と超音波診断装置を切り離した場合で、図６（ｂ）の画像に現れているノイズが無くなっている。

本発明は、上記にある特定の実施の形態に限定されるものでなく、その技術思想の範囲を逸脱しない範囲で様々な変形が可能である。

本発明による超音波探触子の構造図。 本発明による超音波探触子を用いたＭＲＩ環境下における観測の説明図。 超音波探触子がＭＲＩ画像に与える影響の評価実験の結果を説明する図。 探触子切離しスイッチを用いた実施形態の説明図。 アナログ処理部・デジタル処理部切り離しスイッチを用いた実施形態の説明図。 切離しスイッチを入れた効果を示す図。

符号の説明

１：圧電セラミックス
２：音響整合層
３：バッキング材
４：音響レンズ
５：フレキシブルプリント基板
１０：超音波探触子
１１：ＭＲＩ装置
１２：非検体
１３：超音波撮像装置
１４：超音波探触子操作者
２１：送波波形メモリ
２２：送波ビームフォーマ
２３：送受切り替えスイッチ
２４：タイムゲインコントロールアンプ
２５：受波ビームフォーマ
２６：制御系
３１：漏洩電磁波フリーズ入力
３２：探触子切り離しスイッチ
３３：アナログ処理部・デジタル処理部切り離しスイッチ
１００：アナログ処理部
１０１：デジタル処理部

Claims (2)

1. 圧電体と、前記圧電体の超音波放射側に設けられた音響整合層と、前記圧電体の背面側に設けられたバッキング材とを備え、前記圧電体、前記音響整合層及び前記バッキング材中に含まれる磁化率が０．１以上の磁性体分子の濃度が３×１０^-7ｍｏｌ／ｃｍ³以下である超音波探触子と、
   被検体内の超音波の送波焦点位置を制御する送波ビームフォーマと、
   被検体内の超音波の受波焦点位置を制御する受波ビームフォーマと、
   前記送波ビームフォーマからの送波電気信号を前記超音波探触子に接続するか、前記超音波探触子からの受波電気信号を前記受波フォーマに接続するかを切り替える送受切り替えスイッチと、
   前記超音波探触子と前記送受切り替えスイッチの間に配置され、グランド線も含め両者を電気的に切り離すスイッチ手段と
   を含むことを特徴とする超音波撮像装置。
2. 圧電体と、前記圧電体の超音波放射側に設けられた音響整合層と、前記圧電体の背面側に設けられたバッキング材とを備え、前記圧電体、前記音響整合層及び前記バッキング材中に含まれる磁化率が０．１以上の磁性体分子の濃度が３×１０^-7ｍｏｌ／ｃｍ³以下である超音波探触子と、
   被検体内の超音波の送波焦点位置を制御する送波ビームフォーマ及び被検体内の超音波の受波焦点位置を制御する受波ビームフォーマを備えるデジタル信号処理部と、
   前記送波ビームフォーマからの送波電気信号を前記超音波探触子に接続するか、前記超音波探触子からの受波電気信号を前記受波フォーマに接続するかを切り替える送受切り替えスイッチを含むアナログ信号処理部と、
   前記デジタル信号処理部と前記アナログ信号処理部の間をグランド線も含め電気的に切り離すスイッチ手段と
   を備えることを特徴とする超音波撮像装置。

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