JP5583892B2

JP5583892B2 - 超音波診断装置

Info

Publication number: JP5583892B2
Application number: JP2008132246A
Authority: JP
Inventors: 武博江馬; 仁山形; 康太青柳; 恭子佐藤; 俊介佐藤
Original assignee: Toshiba Corp; Toshiba Medical Systems Corp; Toshiba Medical Systems Engineering Co Ltd
Current assignee: Toshiba Corp; Canon Medical Systems Corp
Priority date: 2008-05-20
Filing date: 2008-05-20
Publication date: 2014-09-03
Anticipated expiration: 2028-05-20
Also published as: JP2009279079A

Description

本発明は、被検体の体表面から体内の所定部位にかけての領域に挿入される穿刺針を使
用する穿刺治療の技術に係り、特に、三次元画像を用いて穿刺対象（腫瘍等）をモニタリ
ングする場合に、穿刺針の位置を表示する超音波診断装置に関する。

超音波診断装置は超音波パルス反射法により、体表から生体内の軟組織の断層像を無侵襲に得る医用診断装置である。超音波診断装置は、他の医用診断装置に比べ、小型で安価、Ｘ線等の被曝がなく安全性が高い、血流イメージングが可能等の特長を有し、心臓、腹部、泌尿器及び産婦人科等で広く利用されている。

また、超音波診断装置は、画像診断のみばかりでなく、例えば肝細胞癌の局所治療法としてラジオ波焼灼療法（ＲＦＡ）や肝細胞組織を検査する生検等でも用いられる。これらの治療・検査においては、穿刺針を用いて、腫瘍等の関心部位に正確に穿刺を行なわなければならない。そのため、穿刺針が生体内のどの場所まで侵入しているかを明確に把握するために、リアルタイムで関心領域及び穿刺針をモニタリング可能な超音波診断装置が利用される。特に、近年では、コンピュータの高速化により、表示にリアルタイム３次元超音波画像を用いる場合もある。その場合において、穿刺治療中に３次元画像上に穿刺針位置を表示したり、穿刺針の方向をマーカ表示したりする方法がいくつか提案されている（例えば、特許文献１参照。）。

さらに、エコー反射を増強するマイクロバブルを利用した超音波造影剤は血流等を鮮明に映像化する手段として広く用いられており、肝腫瘍の質的診断、胆膵疾患の質的診断、又は、心臓領域における心筋パーフュージョン（ｐｅｒｆｕｓｉｏｎ）の評価に用いられている。第一世代のマイクロバブルの被膜は極めて脆弱であったため、超音波の照射により造影剤自体が破壊されるという性質を持っていたことから、長時間にわたって造影画像を得ることができなかった。しかし、第二世代の造影剤は、そのマイクロバブルの被膜構造がしっかりしているために、上記の問題がなく、長時間その造影効果を得ることができるようになった。

例えば、悪性肝腫瘍患者にこのような造影効果が持続するマイクロバブル超音波造影剤を注入して超音波撮像を行なうと、まず動脈を流れる造影剤が腫瘍に到達することにより腫瘍のエコー強度が増強されるため、画像上では腫瘍部分の輝度が高くなる。その後、造影剤は、胃及び腸管等の消化管へ移動し、さらに消化管から門脈を介して肝臓に入ってくるため、腫瘍の周囲が造影されて周囲の輝度が高くなる。造影剤はクッパー（ｋｕｐｆｆｅｒ）細胞に取り込まれてしばらくは留まり、腫瘍の周囲に対する造影効果はしばらくの間は持続する。一方、肝腫瘍では、クッパー細胞を含まないために造影効果が持続しない。このため、腫瘍部分は輝度が低くなる。

図１５は、肝腫瘍（転移性肝腫瘍）の輝度変化を説明するための図である。

造影剤注入から所定時間経過後、ボリュームデータの生成の開始後は、図１５の左側の断面画像のように、肝腫瘍の像は動脈からの造影剤が到達しているので高輝度となる一方、肝腫瘍の周囲は造影剤が到達していないので低輝度となる。また、肝腫瘍から造影剤が流れ去ると、図１５の右側の断面画像のように、肝腫瘍はクッパー細胞を含まないため造影剤が組織に取り込まれないので、肝腫瘍の像は、肝腫瘍が低輝度となる一方、クッパー細胞を含む肝腫瘍の周囲は高輝度となる。図１５の右側に示す断面画像によると肝腫瘍の像とその周囲が明瞭に区別できるため、質的診断を終えた後に穿刺治療等の治療を行なうのに適している。
特開平６−２０５７７６号公報

肝腫瘍の像とその周囲が明瞭に区別できるため、肝腫瘍の周囲が高輝度となる画像（図１５の右側に示す断面画像）を見ながら穿刺治療に移行したいというニーズは強い。しかしながら、肝腫瘍の周囲が高輝度となる画像を見ながら穿刺治療を行なおうとすると、穿刺針が肝腫瘍に向かってその周囲を進行する際、高輝度の周囲部分に高輝度の穿刺針の像が重なり、穿刺針の像が見にくいという問題がある。ある程度以上の音響パワーで超音波を照射するとマイクロバブル造影剤が破壊されて造影効果は失われ、穿刺針の像の見にくさは解消されるが、肝腫瘍の像とその周囲との輝度差が失われて肝腫瘍の位置が確認困難となる。

そもそも肝腫瘍とその周囲との輝度差が小さいケースほど、肝腫瘍の周囲が高輝度となる画像を用いて穿刺に移行したいというニーズが強い。造影剤のない状態で肝腫瘍とその周囲の輝度差が小さいケースほど、肝腫瘍の周囲が高輝度となる画像を見ながら穿刺治療にすぐ移行すると穿刺針の進行状況が把握しづらいために、結果的に、焼灼領域が適切ではなかったり、穿刺針を刺し直したりするなどの状況となっていた。

本発明は、このような事情を考慮してなされたもので、穿刺対象への穿刺を正確に効率
的に行なえる超音波診断装置を提供することを目的とする。

本発明に係る超音波診断装置は、上述した課題を解決するために、穿刺針による穿刺対象を含む三次元のスキャン領域に関する造影剤破壊領域設定用のボリュームデータを基に、穿刺対象像を含まず、かつ、前記穿刺針のパスを含む三次元の造影剤破壊領域を設定する設定手段と、前記造影剤破壊領域に対して高音圧の超音波パルスにて高音圧スキャン後、前記スキャン領域に対して低音圧の超音波パルスにて低音圧スキャンする手段と、前記低音圧スキャンによって取得されるエコー信号を基に、前記スキャン領域に関する穿刺治療表示用のボリュームデータを生成する手段と、前記穿刺治療表示用のボリュームデータを基に前記穿刺針のパスを含む第１断面に係る第１断面画像と、前記穿刺針のパスを示す第１穿刺針マーカとを位置合わせして重ねて表示する表示手段と、を有する。

本発明に係る超音波診断装置によると、穿刺対象への穿刺を正確に効率的に行なえる。

本発明に係る超音波診断装置の実施形態について、添付図面を参照して説明する。

図１は、本実施形態の超音波診断装置の構成を示す概略図である。

図１は、第１実施形態の超音波診断装置１０を示す。その超音波診断装置１０は、大きくは、穿刺針ガイド１１、超音波プローブ１２、装置本体１３、ディスプレイ１４及び操作パネル１５によって構成される。

穿刺針ガイド１１は、例えば、超音波プローブ１２に所定の角度に固定される。穿刺針ガイド１１には、被検体（患者）Ｐの体表面から体内の穿刺対象（腫瘍）にかけての領域に挿入される穿刺針が装着される。

超音波プローブ１２は、装置本体１３からの駆動パルスを基に患者Ｐの穿刺対象を含む三次元のスキャン領域に対して超音波パルスを送信すると共に、送信された超音波パルスに対応するエコーを受信して電気信号に変換する圧電振動子群を有する。超音波プローブ１２の圧電振動子群からスキャン領域に超音波パルスが送信されると、その超音波パルスによって形成される超音波ビームは、体内組織の音響インピーダンスの不連続面で次々と反射される。その反射されたエコーを圧電振動子群によって受信する。受信されたエコーは圧電振動子群にてエコー信号に変換される。エコー信号の振幅は、反射することになった不連続面における音響インピーダンスの差に依存する。また、移動している血流や心臓壁等の表面で反射された場合、送信された超音波パルスに対応するエコーは、ドプラ効果により移動体の超音波送信方向の速度成分を依存して、周波数偏移を受ける。

超音波プローブ１２としては、例えば、機械式三次元プローブ及び２Ｄプローブ（マトリクスアレイプローブ）等が挙げられる。機械式三次元プローブは、Ｘ軸方向（アジマス方向）のみに多数（例えば、１００乃至２００個）配列された圧電振動子群を機械的に煽動可能なプローブであるか、Ｘ軸方向に多数、Ｙ軸方向（エレベーション方向）に少数（例えば、３個）配列された圧電振動子群を機械的に煽動可能なプローブである。また、２Ｄプローブは、Ｘ軸方向及びＹ軸方向の両方に多数の圧電振動子が配列されたプローブである。

超音波プローブ１２が機械式三次元プローブである場合、超音波パルスをＸ軸方向に収束してＺ軸方向（深さ方向）に延びる適切な超音波ビームを形成させるために、Ｘ軸方向に多数配列された圧電振動子によって電子的にフォーカスを行なう。一方、超音波プローブ１２が機械式三次元プローブである場合、超音波パルスをＹ軸方向に収束してＺ軸方向に延びる適切な超音波ビームを形成させるために、Ｙ軸方向に１個の圧電振動子の超音波照射側に音響レンズを備えたり、圧電振動子を凹面振動子としたりすることが好適である。又は、超音波プローブ１２が機械式三次元プローブである場合、超音波パルスをＹ軸方向に収束してＺ軸方向に延びる適切な超音波ビームを形成させるために、Ｙ軸方向に少数の圧電振動子の超音波照射側に音響レンズを備えたり、焦点のＺ軸方向の位置に応じてＹ軸方向に少数の圧電振動子の駆動個数を変化させたりする。機械式三次元プローブを用いて三次元領域をスキャンする場合、圧電振動子群を煽動させながら、超音波パルスによって形成される超音波ビームによって複数の２Ｄ断面（Ｘ−Ｚ断面）をスキャンする。

超音波プローブ１２が２Ｄプローブである場合、超音波パルスをＸ軸方向及びＹ軸方向に収束してＺ軸方向に延びる適切な超音波ビームを形成させるために、Ｘ軸方向及びＹ軸方向に多数配列された圧電振動子によって電子的にフォーカスを行なう。２Ｄプローブを用いて三次元領域をスキャンする場合、電子的に超音波パルスの送信面をＹ軸方向にずらしながら、超音波パルスによって形成される超音波ビームによって複数のＸ−Ｚ断面をスキャンする。

装置本体１３は、送受信回路２１、二次元画像生成回路２２、表示画像生成回路２３、三次元画像メモリ２４、ＣＰＵ（ｃｅｎｔｒａｌｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇｕｎｉｔ）２５、内部記憶装置２６、ＩＦ（ｉｎｔｅｒｆａｃｅ）２７及び外部記憶装置２８を備える。なお、本実施形態では、送受信回路２１、信号処理回路２２及び表示画像生成回路２３は、集積回路として構成されるものとして説明するが、それら全部又は一部はソフトウェア的にモジュール化されたソフトウェアプログラムの実行によって機能されるものであってもよい。

送受信回路２１は、図示しない送信回路及び受信回路を設ける。送信回路は、図示しないパルサ回路、送信遅延回路及びトリガ発生回路等を有する。パルサ回路は、所定のレート周波数ｆｒＨｚ（周期；１／ｆｒ秒）で、送信超音波を形成するためのレートパルスを繰り返し発生する。また、送信遅延回路は、超音波をチャンネル毎にビーム状に集束し、かつ、送信指向性を決定するのに必要な遅延時間を各レートパルスに与える。トリガ発生回路は、レートパルスに基づくタイミングで、超音波プローブ１２の圧電振動子に駆動パルスを印加する。

なお、送受信回路２１の送信回路は、ＣＰＵ２５の指示に従って、送信周波数、送信駆動電圧（音圧）、送信パルスレート、スキャン領域及びフラッシュ回数等を瞬時に変更可能な機能を有している。特に音圧の変更については、瞬間にその値を切り替え可能なリニアアンプ型の発信部又は複数の電源部を電気的に切り替える機構によって実現される。

送受信回路２１の受信回路は、図示しないアンプ、受信遅延回路、Ａ／Ｄ（ａｎａｌｏｇｔｏｄｉｇｉｔａｌ）変換回路及び加算回路等を有する。アンプでは、超音波プローブ１２を介して取り込まれたエコー信号をチャンネル毎に増幅する。受信遅延回路は、アンプによって増幅されたエコー信号に対し受信指向性を決定するのに必要な遅延時間を与える。Ａ／Ｄ変換回路は、受信遅延回路から出力されるエコー信号をデジタル信号に変換する。加算回路は、デジタルのエコー信号に対して加算処理を行なう。加算回路による加算により、エコー信号の受信指向性に応じた方向からの反射成分が強調され、受信指向性と送信指向性とにより超音波送受信の総合的なビームが形成される。

二次元画像生成回路２２は、送受信回路２１の受信回路から出力されるエコー信号に対して対数増幅及び包絡線検波処理等を施し、信号強度が輝度の明るさで表現されるＢモード画像を生成する。また、二次元画像生成回路２２は、送受信回路２１の受信回路から出力されるエコー信号を基に速度情報を周波数解析し、ドプラ効果による血流や組織、造影剤エコー成分を抽出し、平均速度、分散及びパワー等の血流情報を含む血流画像を生成する。

表示画像生成回路２３は、二次元画像生成回路２２から出力されるＢモード画像や血流画像と各種パラメータとを合成して表示画像を生成する。また、表示画像生成回路２３は、ＣＰＵ２５から出力される後述する三次元画像（第１断面画像及び第２断面画像）と各種パラメータとを合成して表示画像を生成する。

三次元画像メモリ２４は、二次元画像生成回路２２から出力される三次元のスキャン領域に関する複数のＢモード画像を空間的に（厚さ方向に従って）配列し、必要に応じて補間処理を施すことで、ボリュームデータ（三次元画像データ）を形成して記憶する。

ＣＰＵ２５は、半導体で構成された電子回路が複数の端子を持つパッケージに封入されている集積回路（ＬＳＩ）の構成をもつ制御装置である。ＣＰＵ２５は、内部記憶装置２６に記憶しているプログラムを実行する機能を有する。又は、ＣＰＵ２５は、外部記憶装置２８に記憶しているプログラム、ネットワークＮから転送されＩＦ２７で受信されて外部記憶装置２８にインストールされたプログラムを、内部記憶装置２６にロードして実行する機能を有する。

内部記憶装置２６は、ＲＯＭ（ｒｅａｄｏｎｌｙｍｅｍｏｒｙ）及びＲＡＭ（ｒａｎｄｏｍａｃｃｅｓｓｍｅｍｏｒｙ）等の要素を兼ね備える構成をもつ記憶装置である。内部記憶装置２６は、ＩＰＬ（ｉｎｉｔｉａｌｐｒｏｇｒａｍｌｏａｄｉｎｇ）、ＢＩＯＳ（ｂａｓｉｃｉｎｐｕｔ／ｏｕｔｐｕｔｓｙｓｔｅｍ）及びデータを記憶したり、ＣＰＵ２５のワークメモリやデータの一時的な記憶に用いたりする機能を有する。

ＩＦ２７は、パラレル接続仕様やシリアル接続仕様に合わせたコネクタによって構成される。ＩＦ２７は、操作パネル１５、病院基幹のＬＡＮ（ｌｏｃａｌａｒｅａｎｅｔｗｏｒｋ）等のネットワークＮ、外部記憶装置２８及び操作パネル１５等に関するインターフェースである。装置本体１３によって取得された超音波画像等のデータや解析結果等は、ＩＦ２７によって、ネットワークＮを介して他の装置に転送可能である。

外部記憶装置２８は、磁性体を塗布又は蒸着した金属のディスクが読み取り装置（図示しない）に着脱不能で内蔵されている構成をもつ記憶装置である。外部記憶装置２８は、装置本体１３にインストールされたプログラム（アプリケーションプログラムの他、ＯＳ（ｏｐｅｒａｔｉｎｇｓｙｓｔｅｍ）等も含まれる）を記憶する機能を有する。また、ＯＳに、ユーザに対する情報の表示にグラフィックを多用し、基礎的な操作を操作パネル１５によって行なうことができるＧＵＩ（ｇｒａｐｈｉｃａｌｕｓｅｒｉｎｔｅｒｆａｃｅ）を提供させることもできる。

内部記憶装置２６又は外部記憶装置２８は、本発明に係る超音波診断プログラム等の制御プログラムや、診断情報（患者ＩＤ（ｉｄｅｎｔｉｆｉｃａｔｉｏｎ）及び医師の所見等）、診断プロトコル、送受信条件及びその他のデータ群を格納している。また、内部記憶装置２６又は外部記憶装置２８は、必要に応じて、三次元画像メモリ２４に一時的に記憶される三次元画像の保管等にも使用される。さらに、内部記憶装置２６又は外部記憶装置２８に記憶されたデータは、ＩＦ２７を介してネットワークＮ網へ転送することも可能となっている。

ディスプレイ１４は、液晶ディスプレイやＣＲＴ（ｃａｔｈｏｄｅｒａｙｔｕｂｅ）等によって構成される。ディスプレイ１４は、表示画像生成回路２３からのビデオ信号に基づいて、２Ｄの画像データや三次元の画像データを種々のパラメータの文字情報や目盛等と共に表示する機能を有する。

操作パネル１５は、トラックボール１５ａ、各種スイッチ１５ｂ、ボタン１５ｃ、マウス１５ｄ及びキーボード１５ｅ等によって構成される。操作パネル１５は、装置本体１３に接続され、ユーザ（操作者）からの各種指示、例えば、関心領域（ＲＯＩ：ｒｅｇｉｏｎｏｆｉｎｔｅｒｅｓｔ）の設定指示、画質条件設定指示等を装置本体１３に入力する機能を有する。ユーザは、操作パネル１５を介して、超音波プローブ１２から送信される超音波パルスの送信周波数、送信駆動電圧（音圧）、送信パルスレート、スキャン領域、穿刺モード開始及び造影剤破壊（フラッシュ）指示や、受信条件等を装置本体１３に入力することができる。

図２は、操作パネル１５の構成例を示す図である。

図２に示すように、操作パネル１５は、穿刺モードスイッチ１５ｂ及び造影剤破壊スイッチ１５ｂや、トラックボール１５ａ等によって構成される。

図３は、本実施形態の超音波診断装置１０の機能を示すブロック図である。

図１に示すＣＰＵ２５がプログラムを実行することによって、超音波診断装置１０は、低音圧超音波送受信制御部３１、高音圧超音波送信制御部３２、穿刺予定経路算出部３３、断面画像生成部３４、穿刺針マーカ生成部３５、穿刺対象像検出部３６、造影剤破壊領域設定部３８及び造影剤破壊領域設定部３８を有する。なお、本実施形態では、各部３１乃至３８は、ソフトウェア的にモジュール化されたソフトウェアプログラムの実行によって機能されるものとして説明するが、それら全部又は一部は集積回路等のハードウェアで構成されるものであってもよい。

低音圧超音波送受信制御部３１は、造影剤バブルを比較的壊さない程度の低音圧の超音波パルス（以下、「低音圧パルス」という。）を、任意のパルス繰り返し周期（ＰＲＰ：ｐｕｌｓｅｒｅｐｅｔｉｔｉｏｎｐｅｒｉｏｄ）によってスキャン領域に対して送信するように送受信回路２１を制御する機能と、低音圧パルスに対応するエコーを受信するように送受信回路２１を制御する機能とを有する。低音圧超音波送受信制御部３１の制御によって送受信回路２１が受信したエコー信号によって、造影剤バブルの破壊前の血流の環流をリアルタイムに画像化することができる。なお、ＰＲＰは、超音波のパルス繰り返し周波数（ＰＲＦ：ｐｕｌｓｅｆｒｅｑｕｅｎｃｙｐｅｒｉｏｄ）の逆数となる。

高音圧超音波送信制御部３２は、造影剤破壊領域設定部３８によって設定される三次元の造影剤破壊領域に対して、任意のタイミングで、造影剤バブルを崩壊させる程度の高音圧の超音波パルス（以下、「高音圧パルス」という。）を送信するように送受信回路２１を制御する機能を有する。すなわち、高音圧超音波送信制御部３２は、造影剤破壊領域設定部３８によって設定される造影剤破壊領域に対して、任意のタイミングで、高音圧パルスの送信を繰り返し、造影剤破壊領域の全体に対して一様にフラッシュ（ｆｌａｓｈ）を行なうように制御する。

ここで、高音圧ビームを電子的にフォーカスする必要があるときは、送信フォーカシングのための遅延時間が必要である。例えば、超音波プローブ１２として機械式三次元プローブを用いる場合、圧電振動子群のＸ軸方向を電子的にフォーカスする必要がある。よって、高音圧超音波送信制御部３２によって制御される高音圧パルスのＰＲＰは、Ｘ軸方向の送信フォーカシングに必要な遅延時間によって下限を制約される。なお、高音圧パルスのＰＲＰをＸ軸方向の送信フォーカシングに必要な遅延時間程度とすることが好適である。また、機械式三次元プローブが用いられる場合では、三次元のスキャン領域をスキャンするために圧電振動子群が煽動されるが、高音圧超音波送信制御部３２による高音圧パルスの送信時はエコーの受信時間が省ける分、高音圧パルスの送信時の煽動速度を、低音圧パルスの送信時の煽動速度よりも大きくなるように構成できる。

一方、超音波プローブ１２として２Ｄプローブが用いられる場合、圧電振動子群のＸ軸方向及びＹ軸方向は電子的にフォーカスする必要がある。よって、高音圧超音波送信制御部３２によって制御される高音圧パルスのＰＲＰは、Ｘ軸方向及びＹ軸方向の送信フォーカシングに必要な遅延時間によって下限を制約される。なお、高音圧パルスのＰＲＰをＸ軸方向及びＹ軸方向の送信フォーカシングに必要な遅延時間程度とすることが好適である。

穿刺予定経路算出部３３は、穿刺針ガイド１１と超音波プローブ１２との相対位置関係を基に、穿刺針のパスを示す穿刺予定経路を算出する機能を有する。

断面画像生成部３４は、三次元のスキャン領域に対する低音圧パルスの送受信によって三次元メモリ２４に形成されるボリュームデータを基に、穿刺予定経路算出部３３によって算出される穿刺予定経路を含む断面に関する断面画像（以下、「第１断面画像」という。）と、その断面に直交する断面に関する断面画像（以下、「第２断面画像」という。）とをそれぞれ生成する機能を有する。画像生成回路２３は、断面画像生成部３４によって生成される第１断面画像及び第２断面画像を基に表示画像を生成して、ディスプレイ１４上に表示させる。なお、画像生成回路２３は、第１断面画像に穿刺針マーカ生成部３５によって生成される第１穿刺針マーカを、第２断面画像に穿刺針マーカ生成部３５によって生成される第２穿刺針マーカをそれぞれ重ねて表示画像を生成してもよい。

穿刺針マーカ生成部３５は、図２に示す穿刺モードスイッチ１５ｂが押され撮影モードから穿刺モードに切り替わると、断面画像生成部３４によって生成される第１断面画像上にあって、第１断面画像の断面に含まれる穿刺予定経路を示す第１穿刺針マーカと、その第１穿刺針マーカを第２断面画像上に投影したときの第２穿刺針マーカとを生成する機能を有する。

穿刺対象像検出部３６は、穿刺針マーカ生成部３５によって生成される第１穿刺針マーカを基に、断面画像生成部３４によって生成される第１断面画像内の穿刺対象像を検出する機能を有する。穿刺対象像検出部３６は、関心領域設定部３６ａ、穿刺対象像候補検出部３６ｂ及び穿刺対象像特定部３６ｃによって構成される。

関心領域設定部３６ａは、断面画像生成部３４によって生成される第１断面画像内に、矩形の関心領域（矩形ＲＯＩ（ｒｅｇｉｏｎｏｆｉｎｔｅｒｅｓｔ））を設定する機能を有する。

図４は、第１断面画像内の矩形ＲＯＩの設定方法を説明するための図である。

図４に示すように、関心領域設定部３６ａは、第１断面画像上の第１穿刺針マーカＤ１の周囲に矩形ＲＯＩを設定する。矩形ＲＯＩは、その一辺が第１穿刺針マーカＤ１と平行で、第１穿刺針マーカＤ１が矩形の中心を通るように設定される。矩形ＲＯＩは第１断面画像が実質的に存在する範囲（図４の扇形の部分）内に設定される。なお、矩形ＲＯＩはディスプレイ１４には表示されない。

図５は、矩形ＲＯＩの構成を示す図である。

図５の左側に示すように、関心領域設定部３６ａによって設定される矩形ＲＯＩは、第１穿刺針マーカＤ１に直交する方向（列方向）にＭ（Ｍ＝１，２，…）個、列方向に直交する方向（行方向）にＮ（Ｎ＝１，２，…）個の複数の要素（画素）によって構成される。また、ｍ（ｍ＝１，２，…，Ｍ）列目かつｎ（ｎ＝１，２，…，Ｎ）行目を要素Ｅ（ｍ，ｎ）と定義し、１行目の各要素Ｅ（ｍ，１）は穿刺針ガイド１１に最も近く、Ｎ行目の各要素Ｅ（ｍ，Ｎ）は穿刺針ガイド１１から最も遠い位置にあるものと定義する。なお、Ｍは予め定められる値であり、Ｎは、第１穿刺針マーカＤ１の位置と第１断面画像の形状から決定される。

また、図３に示す穿刺対象像候補検出部３６ｂは、第１断面画像内において、矩形ＲＯＩ内の同一行の要素群に含まれる全画素の平均を演算することで行毎の輝度値を算出する機能と、行毎の輝度値を基に矩形ＲＯＩの列方向における輝度値の変化率を行毎に算出する機能と、その行毎の輝度値の変化率を基に穿刺対象像の候補を検出する機能とを有する。

以下、図６乃至図９を用いて、穿刺対象像候補検出部３６ｂによる穿刺対象像の候補の検出処理について説明する。

図６は、輝度値Ｂ_ｎの算出方法を説明するための図である。

例えば、穿刺対象像候補検出部３６ｂは、第１断面画像内において、ｎ行目の要素群Ｅ（１，ｎ），Ｅ（２，ｎ），…，Ｅ（Ｍ，ｎ）に含まれる全画素の平均を演算することで行毎の輝度値Ｂ_ｎを算出する。

図６に示すように、穿刺対象像候補検出部３６ｂは、４行目の要素群Ｅ（１，４），Ｅ（２，４），…，Ｅ（Ｍ，４）に含まれる全画素の平均を演算することで４行目の輝度値Ｂ_４を算出する。なお、図７は、行毎の輝度値Ｂ_ｎを列方向に並べる場合の輝度値Ｂ_ｎのグラフの一例を示す図である。

さらに、穿刺対象像候補検出部３６ｂは、行毎の輝度値Ｂ_１，Ｂ_２，…，Ｂ_Ｎを基に、次の式を用いて矩形ＲＯＩの列方向における行毎の輝度値の変化率Ｇ_ｎを算出する。

図８は、輝度値の変化率の算出方法と、輝度値の変化率のグラフの一例とを示す図である。

図８の左側に示すように、第１断面画像上に穿刺対象像が１つ存在する場合、輝度値の変化率の絶対値が予め定められる閾値より大きな４つの行を有する。すなわち、１行目からＮ行目に向かって順に絶対値の大きな正の変化率のｎ_１行目、絶対値の大きな負の変化率のｎ_２行目、絶対値の大きな正の変化率のｎ_３行目、絶対値の大きな負の変化率のｎ_４行目が現れる。なお、図８の右側は、行毎の輝度値の変化率Ｇ_ｎを列方向に並べる場合の輝度値の変化率Ｇ_ｎのグラフを示している。穿刺対象としての肝腫瘍はクッパー細胞を含まないために造影効果が持続せず、腫瘍部分は輝度が低くなる。よって、２行目からＮ−１行目までの行の中に現れるｎ_２行目からｎ_３行目までの一連の行群が第１穿刺針マーカＤ１上の穿刺対象像区間として設定され、ｎ_１行目からｎ_２行目までの一連の行群が第１の隣接区間として設定され、また、ｎ_３行目からｎ_４行目までの一連の行群が第２の隣接区間として設定される。

図９は、各区間Ｒ，Ｑ１，Ｑ２の設定方法を説明するための図である。

図９に示すように、穿刺対象像区間Ｒは、輝度値の変化率の絶対値が閾値より大きな４行のうち、ｎ_２行目からｎ_３行目までの区間を指す。また、輝度値の変化率の絶対値が閾値より大きな４行のうち、第１の隣接区間Ｑ１は、ｎ_１行目からｎ_２行目までの区間を指し、また、第２の隣接区間Ｑ２は、ｎ_３行目からｎ_４行目までの区間を指す。

さらに、図３に示す穿刺対象像候補検出部３６ｂは、穿刺対象像区間Ｒ内の全行の輝度値を平均して穿刺対象像区間Ｒ内の平均輝度値Ｖ_Ｒを算出し、第１の隣接区間Ｑ１内の全行の輝度値を平均して第１の隣接区間Ｑ１内の平均輝度値Ｖ_Ｑ１を算出し、第２の隣接区間Ｑ２内の全行の輝度値を平均して第２の隣接区間Ｑ２内の平均輝度値Ｖ_Ｑ２を算出する。そして、穿刺対象像候補検出部３６ｂは、平均輝度値Ｖ_Ｒ、平均輝度値Ｖ_Ｑ１及び平均輝度値Ｖ_Ｑ２を基に、次の式を用いて、第１断面画像を２値化処理するための閾値Ｔを算出する。

さらに、穿刺対象像候補検出部３６ｂは、算出される閾値Ｔを用いて第１断面画像の２値化処理を行ない、閾値より大きな輝度値に囲まれる小さな輝度値の領域を穿刺対象像の候補として検出する。ここで、第１断面画像内の穿刺対象像の候補は複数検出され得る。

穿刺対象像特定部３６ｃは、穿刺対象像候補検出部３６ｂによって第１断面画像内に複数の穿刺対象像の候補が検出される場合、穿刺対象像の候補の中から穿刺対象像を特定する機能を有する。穿刺対象像特定部３６ｃは、穿刺対象像の候補の形状及び面積の少なくとも一方を基に、穿刺対象像を特定する。これは、穿刺対象としての腫瘍は、概ね円に近く、また、非常に面積の狭い腫瘍は穿刺対象にはなりえないということに由来する。

図１０は、穿刺対象像の特定方法を説明するための図である。

図１０に示すように、穿刺対象像の候補の重心を求め、穿刺対象像の候補と同面積の円を穿刺対象像の候補の重心を中心として描くと、穿刺対象像の各候補の円形性の程度（ｃｉｒｃｕｌａｒｉｔｙ）が次の式によって計算される。

なお、穿刺対象像特定部３６ｃによって選択される穿刺対象領域は記憶装置に記憶されてもよい。

造影剤破壊領域断面設定部３７は、穿刺対象像検出部３６による穿刺対象像の検出に用いられる第１断面画像と、穿刺対象像検出部３６によって検出される穿刺対象像とを基に、造影剤を破壊すべき造影剤破壊領域断面（第１断面画像と同一断面）を設定する機能を有する。造影剤破壊領域断面設定部３７は、断面エッジ検出部３７ａ及び断面特定部３７ｂによって構成される。

断面エッジ検出部３７ａは、穿刺対象像検出部３６によって用いられる第１断面画像の面上における超音波ビームに沿う直線の中から穿刺対象像検出部３６によって検出される穿刺対象像に接する直線を選択し、選択される直線を造影剤破壊領域断面のエッジとして検出する機能を有する。

図１１は、エッジの検出方法を説明するための図である。

図１１に示すように、第１断面画像の面上における超音波ビームに沿う直線の中から穿刺対象像検出部３６によって検出される穿刺対象像に接するエッジ（図１１中のＪ１−Ｊ２，Ｋ１−Ｋ２）が検出される。

さらに、図３に示す断面特定部３７ｂは、断面エッジ検出部３７ａによって検出されるエッジの中から穿刺針ガイド１１に最も近いエッジ（図１１ではＪ１−Ｊ２）を選択する機能と、第１断面画像内で、選択されるエッジから穿刺針ガイド１１側を造影剤破壊領域断面として特定する機能とを有する。

造影剤破壊領域設定部３８は、断面特定部３７ｂによって特定される二次元的な造影剤破壊領域断面と、三次元画像メモリ２４に形成される第１断面画像を含むボリュームデータとを基に、三次元の造影剤破壊領域を設定する機能を有する。図１２は、三次元の造影剤破壊領域とボリュームデータとの関係を示す図である。

造影剤破壊領域設定部３８によって設定される三次元の造影剤破壊領域は、画像合成回路２３を介してディスプレイ１４上に表示される。

図１３は、造影剤破壊領域の表示画面の例を示す図である。

図１３に示すように、造影剤破壊領域は、断面特定部３７ｂによって特定される造影剤破壊領域断面（第１断面画像と同一断面）と、その断面に直交する造影剤破壊領域断面（第２断面画像と同一断面）とについて、グラフィックスデータである造影剤破壊領域断面マーカＤ３と共にディスプレイ１４によって表示される。なお、図１３の左側がＸ−Ｚ面の造影剤破壊領域断面を、図１３の右側がＹ−Ｚ面の造影剤破壊領域断面を示す。

図１３に示す造影剤破壊領域の表示画面を見ながらオペレータが操作パネル１５を用いて表示画面上の造影剤破壊領域断面マーカを矢印方向に移動させることで、マーカの移動を認識する造影剤破壊領域設定部３８は、三次元の造影剤破壊領域を変更設定することができる。変更設定後の造影剤破壊領域は、第１断面画像上に表示される。

さらに、造影剤破壊領域設定部３８によって設定される造影剤破壊領域は、高音圧超音波送信制御部３２に送られる。そして、造影剤破壊領域設定部３８によって設定される造影剤破壊領域に対して高音圧超音波送信制御部３２の制御による高音圧パルスの送信が終了した後、スキャン領域に対して低音圧超音波送受信制御部３１の制御による低音圧パルスの送受信が行なわれる。

続いて、本実施形態の超音波診断装置１０の動作について、図１４に示すフローチャートを用いて説明する。

患者Ｐに造影剤が注入されて所定時間が経過後、穿刺針ガイド１１に接続された超音波プローブ１２が患者Ｐの体表に当てられ、患者Ｐの穿刺対象を含む三次元のスキャン領域に対して造影剤を破壊しない程度の低音波パルスの送受信が行なわれる（ステップＳ１）。エコー信号に基づくＢモード画像は、ボリュームデータとして三次元画像メモリ２４に記憶される。

そして、穿刺針ガイド１１と超音波プローブ１２との相対位置関係を基に、穿刺予定経路が算出される（ステップＳ２）。また、ステップＳ２による低音圧パルスの送受信によって三次元メモリ２４に形成されるボリュームデータを基に、ステップＳ２によって算出される穿刺予定経路を含む断面に関する第１断面画像と、その断面に直交する断面に関する第２断面画像とがそれぞれ生成される。そして、画像生成回路２３は、生成される第１断面画像及び第２断面画像を基に表示画像を生成して、ディスプレイ１４上に表示させる（ステップＳ３）。

操作者は、図２に示す操作パネル１５の穿刺モードスイッチ１５ｂを押すと、穿刺モード穿刺モードに切り替わる（ステップＳ４）。ステップＳ４によって穿刺モードに切り替わると、ステップＳ３によって生成される第１断面画像に対応し、第１断面画像の断面に含まれる穿刺予定経路を示す第１穿刺針マーカと、第１穿刺針マーカを第２断面画像上に投影したときの第２穿刺針マーカが生成される（ステップＳ５）。

次いで、ステップＳ５によって生成される穿刺針マーカを基に、ステップＳ３によって生成される第１断面画像内の穿刺対象像が検出される（ステップＳ６）、ステップＳ６による穿刺対象像の検出に用いられる第１断面画像と、ステップＳ６によって検出される穿刺対象像とを基に、造影剤を破壊すべき造影剤破壊領域断面が設定される（ステップＳ７）。

次いで、ステップＳ７によって設定される二次元的な造影剤破壊領域断面と、三次元画像メモリ２４に形成される第１断面画像を含むボリュームデータとを基に、三次元の造影剤破壊領域が設定される（ステップＳ８）。なお、三次元の造影剤破壊領域は、図２に示す操作パネル１５を用いて画面上で変更設定が可能である。

次いで、ステップＳ８によって設定される造影剤破壊領域に対して造影剤バブルを崩壊させる程度の高音圧パルスの送信を行ない（ステップＳ９）、その後、スキャン領域に対して低音圧パルスの送受信が行なわれる（ステップＳ１０）。また、ステップＳ１０による低音圧パルスの送受信によって三次元メモリ２４に形成されるボリュームデータを基に、ステップＳ２によって算出される穿刺予定経路を含む断面に関する第１断面画像と、その断面に直交する断面に関する第２断面画像とがそれぞれ生成される。そして、画像生成回路２３は、生成される第１断面画像及び第２断面画像を基に表示画像を生成して、ディスプレイ１４上に表示させる（ステップＳ１１）。

なお、ステップＳ１１では、低音圧スキャンによる第１断面画像に、ボリュームデータを基に算出される造影剤破壊領域の最大値投影像を重ねて表示してもよい。

本実施形態の超音波診断装置１０によると、穿刺対象から造影剤が流れ去った後に穿刺を行なう場合、画像上高輝度表示される穿刺針の像の周囲部分を低輝度とすることで、穿刺針の像が見易くなるので、穿刺対象への穿刺を正確に効率的に行なえる。

本実施形態の超音波診断装置の構成を示す概略図。操作パネルの構成例を示す図。本実施形態の超音波診断装置の機能を示すブロック図。第１断面画像内の矩形ＲＯＩの設定方法を説明するための図。矩形ＲＯＩの構成を示す図。輝度値の算出方法を説明するための図。行毎の輝度値を列方向に並べる場合の輝度値のグラフの一例を示す図。輝度値の変化率の算出方法と、輝度値の変化率のグラフの一例とを示す図。各区間Ｒ，Ｑ１，Ｑ２の設定方法を説明するための図。穿刺対象像の特定方法を説明するための図。エッジの検出方法を説明するための図。三次元の造影剤破壊領域とボリュームデータとの関係を示す図。造影剤破壊領域の表示画面の例を示す図。本実施形態の超音波診断装置の動作を示すフローチャート。肝腫瘍の輝度変化を説明するための図。

符号の説明

１０超音波診断装置
１１穿刺ガイド
１２超音波プローブ
１５操作パネル
２１送受信回路
２２二次元画像生成回路
２３表示画像生成回路
３１低音圧超音波送受信制御部
３２高音圧超音波送信制御部
３３穿刺予定経路算出部
３４断面画像生成部
３５穿刺針マーカ生成部
３６穿刺対象像検出部
３７造影剤破壊領域断面設定部
３８造影剤破壊領域設定部

Claims

穿刺針による穿刺対象を含む三次元のスキャン領域に関する造影剤破壊領域設定用のボ
リュームデータを基に、穿刺対象像を含まず、かつ、前記穿刺針のパスを含む三次元の造
影剤破壊領域を設定する設定手段と、
前記造影剤破壊領域に対して高音圧の超音波パルスにて高音圧スキャン後、前記スキャ
ン領域に対して低音圧の超音波パルスにて低音圧スキャンする手段と、
前記低音圧スキャンによって取得されるエコー信号を基に、前記スキャン領域に関する
穿刺治療表示用のボリュームデータを生成する手段と、
前記穿刺治療表示用のボリュームデータを基に前記穿刺針のパスを含む第１断面に係る
第１断面画像と、前記穿刺針のパスを示す第１穿刺針マーカとを位置合わせして重ねて表
示する表示手段と、
を有することを特徴とする超音波診断装置。
前記表示手段は、前記第１断面に直交する第２断面に係る第２断面画像と、前記第１穿
刺針マーカを前記第２断面に係る第２断面画像上に投影したときの第２穿刺針マーカとを
位置合わせして重ねて表示する構成とすることを特徴とする請求項１に記載の超音波診断
装置。