JPH11235340A - 超音波撮像方法および装置 - Google Patents
超音波撮像方法および装置Info
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- JPH11235340A JPH11235340A JP4038798A JP4038798A JPH11235340A JP H11235340 A JPH11235340 A JP H11235340A JP 4038798 A JP4038798 A JP 4038798A JP 4038798 A JP4038798 A JP 4038798A JP H11235340 A JPH11235340 A JP H11235340A
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Abstract
法および装置を実現する。 【解決手段】 振動する穿刺針8からの超音波エコーの
ドップラ信号に基づいて穿刺針のパワードップラ画像等
を生成するに当たり、1音線につき2回の超音波送受信
で得たパケット長が2のエコー信号に関するMTI処理
により、ドップラ信号を求める。
Description
よび装置に関し、特に、被検体に穿刺した穿刺針の像を
可視化する超音波撮像方法および装置に関する。
よって可視化する装置として、例えば特表平8−506
979号公報に記載されたようなものが知られている。
これは、穿刺針を被検体内でたわみ振動させ、穿刺針か
らの超音波エコーのドップラ信号に基づいて穿刺針の画
像を生成するようにしたものである。
針の画像化に、血流等の動態を画像化するCFM(color
flow mapping)の技法をそのまま転用している。CFM
においては、動態信号すなわちドップラ信号を得るため
に、MTI(moving target indication)処理が行なわれ
る。MTI処理には、1音線当たり複数回の超音波送受
信で得たパケット(packet)の長いエコー信号を用いる。
パケット長は4〜16に選ぶのが普通であり、パケット
長を多くするほど速度検出範囲が低速まで拡大する。
穿刺針の画像化に、血流等の動態を画像化するCFMの
技法をそのまま転用した場合、MTI処理にかけるエコ
ー信号のパケット長を4〜16とすると、1音線当たり
の超音波送受信回数を4〜16にしなければならないの
で、パケット長が多いほど撮像速度が遅くなる。また、
一定時間内に音線走査可能な範囲が狭くなるので撮像視
野が減少し、長い穿刺針を用いた場合等は全長を視野に
収めることができなくなる。
記CFMの技法は、必ずしも穿刺針の画像化には最適で
ないという問題があった。本発明は上記の問題点を解決
するためになされたもので、その目的は、穿刺針を画像
化するのに好適な超音波撮像方法および装置を実現する
ことである。
する第1の発明は、振動する穿刺針からの超音波エコー
のドップラ信号に基づいて前記穿刺針の画像を生成する
超音波撮像方法であって、1音線当たり2回の超音波送
受信で得たパケット長が2のエコー信号に関するMTI
処理により前記ドップラ信号を求めることを特徴とする
超音波撮像方法である。
は、振動する穿刺針からの超音波エコーのドップラ信号
に基づいて前記穿刺針の画像を生成する超音波撮像装置
であって、1音線当たり超音波送受信を2回ずつ行なう
超音波送受信手段と、前記超音波送受信手段で得たパケ
ット長が2のエコー信号に関するMTI処理により前記
ドップラ信号を求めるドップラ信号抽出手段と、を具備
することを特徴とする超音波撮像装置である。
超音波送受信で得たパケット長が2のエコー信号間でM
TI処理を行なってドプラシフトを求める。これによ
り、1音線当たり最小限の超音波送受信回数でドプラシ
フトが求まり、撮像が高速化し、また、撮像視野が広が
る。
施の形態を詳細に説明する。なお、本発明は実施の形態
に限定されるものではない。図1に超音波撮像装置のブ
ロック(block) 図を示す。本装置は本発明の実施の形態
の一例である。本装置の構成によって、本発明の装置に
関する実施の形態の一例が示される。本装置の動作によ
って、本発明の方法に関する実施の形態の一例が示され
る。
波プローブ2を有する。超音波プローブ2は、図示しな
い複数の超音波トランスデューサ(transducer)のアレイ
(array) を有する。アレイは、例えば前方に張り出した
円弧に沿って1次元的に配列された128個の超音波ト
ランスデューサによって構成される。すなわち、超音波
プローブ2はコンベックスプローブ(convex probe)とな
っている。
ZT(チタン酸ジルコン酸鉛)セラミックス(ceramics)
等の圧電材料によって構成される。超音波プローブ2
は、図示しない操作者により、被検体4に当接されて使
用される。
ている。超音波プローブ2と送受信部6からなる部分
は、本発明における超音波受信手段の実施の形態の一例
である。送受信部6は、超音波プローブ2に駆動信号を
与えて被検体4内に超音波を送波させるようになってい
る。送受信部6は、また、超音波プローブ2が受波した
被検体4からのエコー信号を受信するようになってい
る。
図において、送波タイミング(timing)発生回路602
は、送波タイミング信号を周期的に発生して送波ビーム
フォーマ(beamformer)604に入力するようになってい
る。
ング信号に基づいて、送波ビームフォーミング(beamfor
ming) 信号、すなわち、複数の超音波トランスデューサ
を時間差をもって駆動する複数の駆動信号を発生し、送
受切換回路606に入力するようになっている。
セレクタ(selector)608に入力するようになってい
る。セレクタ608は、超音波トランスデューサのアレ
イの中から送波アパーチャ(aperture)を構成する複数の
超音波トランスデューサを選択し、それらに複数の駆動
信号をそれぞれ与えるようになっている。
駆動信号の時間差に対応した位相差を持つ複数の超音波
をぞれぞれ発生する。それら超音波の波面合成によって
超音波ビームが形成される。超音波ビームの送波方向
は、セレクタ608が選択する送波アパーチャによって
定まる。
生回路602が発生する送波タイミング信号により、一
定の時間間隔で繰り返し行われる。超音波ビームの送波
方向は、セレクタ608で送波アパーチャを切り換える
ことにより順次変更される。それによって、被検体4の
内部が、超音波ビームが形成する音線によって走査され
る。すなわち被検体4の内部が音線順次で走査される。
デューサのアレイの中から受波アパーチャを構成する複
数の超音波トランスデューサを選択し、それら超音波ト
ランスデューサが受信した複数のエコー信号を送受切換
回路606に入力するようになっている。
を受波ビームフォーマ610に入力するようになってい
る。受波ビームフォーマ610は、複数のエコー受信信
号に時間差を付与して位相を調整し、次いでそれら加算
して受波のビームフォーミング、すなわち、受波音線上
のエコー受信信号を形成するようになっている。セレク
タ608により、受波の音線も送波に合わせて走査され
る。
て、例えば図3に示すような走査が行われる。同図に示
すように、放射点200から発する音線202が円弧2
04上を移動することにより、扇面状の2次元領域20
6が走査され、いわゆるコンベックススキャン(convex
scan) が行なわれる。音線202を超音波の送波方向と
は反対方向に延長したとき、全ての音線が一点208で
交わるようになっている。点208は全ての音線の発散
点となる。
ップラ処理部12に接続されている。送受信部6から出
力される音線毎のエコー受信信号は、Bモード処理部1
0およびドップラ処理部12に入力される。
を形成するものである。Bモード処理部10は、図4に
示すように対数増幅回路102と包絡線検波回路104
を備えている。Bモード処理部10は、対数増幅回路1
02でエコー受信信号を対数増幅し、包絡線検波回路1
04で包絡線検波して音線上の個々の反射点でのエコー
の強度を表す信号、すなわちAスコープ(scope) 信号を
得て、このAスコープ信号の各瞬時の振幅をそれぞれ輝
度値として、Bモード画像データを形成するようになっ
ている。
を形成するものである。ドップラ処理部12は、図5に
示すように直交検波回路120、MTIフィルタ(movin
g target indication filter) 122、自己相関回路1
24、平均流速演算回路126、分散演算回路128お
よびパワー演算回路130を備えている。MTIフィル
タ122は、本発明におけるドップラ信号抽出手段の実
施の形態の一例である。
0でエコー受信信号を直交検波し、MTIフィルタ12
2でMTI処理してドップラ信号を抽出し、自己相関回
路124でドップラ信号について自己相関演算を行い、
平均流速演算回路126で自己相関演算結果から平均流
速を求め、分散演算回路128で自己相関演算結果から
流速の分散を求め、パワー演算回路130で自己相関演
算結果からドプラ信号のパワーを求めるようになってい
る。
のドップラ信号源(以下、血流等という)の平均流速と
その分散およびドプラ信号のパワーを表すそれぞれのデ
ータ、すなわち、ドップラ画像データが音線毎に得られ
る。なお、流速は音線方向の成分として得られる。流れ
の方向は、近づく方向と遠ざかる方向とが区別される。
12は画像処理部14に接続されている。ドップラ処理
部12および画像処理部14は、本発明における画像生
成手段の実施の形態の一例である。画像処理部14は、
Bモード処理部10およびドップラ処理部12からそれ
ぞれ入力されるデータに基づいて、それぞれBモード画
像およびドップラ画像を構成するものである。
ス(bus) 140によって接続された音線データメモリ(d
ata memory) 142、ディジタル・スキャンコンバータ
(digital scan converter)144、画像メモリ146お
よび画像処理プロセッサ(prosessor) 148を備えてい
る。
12から音線毎に入力されたBモード画像データおよび
ドップラ画像データは、音線データメモリ142にそれ
ぞれ記憶される。これによって、音線データメモリ14
2内に音線データ空間が形成される。
は、走査変換により音線データ空間のデータを物理空間
のデータに変換するものである。ディジタル・スキャン
コンバータ144によって変換された画像データは、画
像メモリ146に記憶される。すなわち、画像メモリ1
46は物理空間の画像データを記憶する。画像処理プロ
セッサ148は、音線データメモリ142および画像メ
モリ146のデータについてそれぞれ適宜のデータ処理
を施すものである。
ている。表示部16は、画像処理部14から画像信号が
与えられ、それに基づいて画像を表示するようになって
いる。なお、表示部16は、カラー(color)画像が表示
可能なものとなっている。
ドップラ処理部12、画像処理部14および表示部16
は制御部18に接続されている。制御部18は、それら
各部に制御信号を与えてその動作を制御するようになっ
ている。また、被制御の各部から各種の報知信号が入力
されるようになっている。制御部18の制御の下で、B
モード動作およびドップラモード動作が実行される。
る。操作部20は操作者によって操作され、制御部18
に所望の指令や情報を入力するようになっている。操作
部20は、例えばキーボード(keyboard)やその他の操作
具を備えた操作パネル(panel) で構成される。
穿刺される。穿刺針8は、本発明における穿刺針の実施
の形態の一例である。穿刺針8は、例えば被検体4から
病理組織の一部を採取すること等のために用いられる。
穿刺針8は、駆動部22により駆動されて振動するよう
になっている。駆動部22は制御部18によって制御さ
れるようになっている。
図に示すように、穿刺針8は針部材82を有する。針部
材82は中空の針であり、中空部には中針部材84が挿
入されている。針部材82は一端に操作用の把持部82
2を有する。中針部材84も同様な把持部842を有す
る。
られている。起振部材86は、把持部822の近傍にお
いて針部材82に取り付けられている。起振部材86
は、例えば円板(ディスク(disk))状をなし、中心部に
貫通孔を有する。針部材82は起振部材86の貫通孔を
貫通している。針部材82は、起振部材取り付け部にネ
ジ部824を有し、このネジ部824に螺合する1対の
ナット(nut) 826,828で起振部材86を両側から
挟み付け、針部材82と起振部材86とを緊密に結合す
るようになっている。なお、起振部材86と針部材82
の間には、図示しない適宜の電気的絶縁手段が設けられ
ている。
を示す。同図の(a)は正面図、(b)はA−A断面
図、(c)は背面図である。起振部材86は、2つの圧
電セラミックス板862,864を、例えばアルミニウ
ム等の金属板868を挟んで積層した一体構造を有す
る。
らの表面に、図示しない電極板をそれぞれ有する。圧電
セラミックス板862,864および金属板868の積
層体は中心に貫通孔870を有する。
おける水平方向の直径を境とし上下の半分ずつが、厚み
方向に互いに逆極性に分極されている。この分極状態を
圧電セラミックス板862上に付した符号+,−で示
す。
おける垂直方向の直径を境とし左右の半分ずつが、厚み
方向に互いに逆極性に分極されている。この分極状態
を、圧電セラミックス板864上に付した符号+,−で
示す。
電極には、金属板868をコモン(common)とする駆動電
圧がそれぞれ与えられるようになっている。駆動電圧
は、駆動部22から交流電圧として与えられる。
圧と、圧電セラミックス板864に与えられる電圧の間
に90°の位相差が付与されている。すなわち、例え
ば、圧電セラミックス板862にsinωtで変化する
駆動電圧が与えられるとき、圧電セラミックス板864
にはcosωtで変化する駆動電圧が与えられる。
ックス板862,864を節円1、節線1のいわゆるB
11モードで振動させる周波数に選ばれる。これによっ
て、図9に示すように、圧電セラミックス板862は、
1つの同心円を節円とし水平方向の直径を節線とする屈
曲振動を行い、圧電セラミックス板864は、1つの同
心円を節円とし垂直方向の直径を節線とする屈曲振動を
行う。
曲振動の方向が90°異なるので、起振部材86は2つ
の屈曲振動の合成によって振動する。ここで、2つの駆
動電圧の間に90°の位相差が設けられているので、合
成振動は、最大屈曲方向が起振部材86の中心の周りを
角速度ωで回転するようなものとなる。
して取り付けられているので、このような回転を伴う屈
曲振動で直接的に加振されてたわみ振動する。このた
め、針部材82上に発生する定在波は、例えば図9に示
すように、振幅の腹の部分が針部材82の中心軸の周り
を角速度ωで回転するものとなる。
針部材82のたわみ振動の振幅は、例えば図10に実測
値の一例を示すように、針部材82の軸の周りの全方位
において均一になる。これによって、針部材82の軸の
周りのどの方向からの超音波ビームに対しても、ドップ
ラ信号の発生能率を一様にすることができる。
は超音波プローブ2を被検体4の所望の個所に当接し、
操作部20を操作して、例えばBモードとドップラモー
ドを併用した撮像を行う。撮像は、穿刺針8を被検体4
に穿刺しない状態で開始する。
モードとドップラモードの時分割動作で行われる。すな
わち、例えばドップラモードのスキャンを数回行う度に
Bモードのスキャンを1回行う割合で、Bモードとドッ
プラモードの混合スキャンを行う。
波プローブ2を通じて音線順次で被検体4の内部を走査
して逐一そのエコーを受信する。Bモード処理部10
は、送受信部6から入力されるエコー受信信号を対数増
幅回路102で対数増幅し包絡線検波回路104で包絡
線検波してAスコープ信号を求め、それに基づいて音線
毎のBモード画像データを形成する。
ら入力される音線毎のBモード画像データを音線データ
メモリ142に記憶する。これによって、音線データメ
モリ142内に、Bモード画像データについての音線デ
ータ空間が形成される。
超音波プローブ2を通じて音線順次で被検体4の内部を
走査して逐一そのエコーを受信する。その際、1音線当
たり複数回の超音波の送波とエコーの受信が行われる。
直交検波回路120で直交検波し、MTIフィルタ12
2でMTI処理し、自己相関回路124で自己相関を求
め、自己相関結果から、平均流速演算回路126で平均
流速を求め、分散演算回路128で分散を求め、パワー
演算回路130でパワーを求める。これらの算出値は、
それぞれ、例えば血流等の平均流速とその分散およびド
ップラ信号のパワーを音線毎に表すドップラ画像データ
となる。
1音線当たり例えば16回の超音波送受信で得たパケッ
ト長が16のエコー受信信号を用いて行われる。すなわ
ち、図11に概念的に示すように、第1回〜第16回の
超音波送受信によって得た同一音線についての16個の
エコー受信信号p1〜p16(直交検波後のもの)に基
づいてMTI処理を行なう。
深さ位置のデータ、すなわち、例えばデータd1〜d1
6は、その深さ位置でのそれぞれの時相を示しているの
で、MTI処理によりその位置での動態信号を得ること
ができる。他の全ての深さ位置についても同様である。
MTI処理にかけるエコー受信信号のパケット長を16
としたことにより、動態検出の範囲を所望の低速域まで
延ばすとともに低域遮断特性を急峻にすることができ、
これによって、血流等を低流速まで精度良く検出できる
ようになる。
ら入力される音線毎のドップラ画像データを音線データ
メモリ142に記憶する。これによって、音線データメ
モリ142内に、ドップラ画像データについての音線デ
ータ空間が形成される。
メモリ142のBモード画像データとドップラ画像デー
タをディジタル・スキャンコンバータ144でぞれぞれ
走査変換して画像メモリ146に書き込む。その際、ド
ップラ画像データを、流速に分散を加えたCFM画像用
の画像データおよびパワードップラ画像用の画像データ
としてそれぞれ書き込む。
像、CFM画像およびパワードップラ画像を別々な領域
に書き込む。Bモード画像は、走査面における体内組織
の断層像を示すものとなる。CFM画像は、走査面にお
ける血流等の速度の2次元分布を示す画像となる。パワ
ードップラ画像は、走査面における血流等の所在を示す
画像となる。
Bモード画像とCFM画像の重畳画像を表示部16に表
示させる。これによって、Bモード画像で示される体内
組織断層像を背景とし、血流等のCFM画像がカラー表
示される。
プローブ2を操作して、穿刺対象の病変部等を探索す
る。撮像視野内に病変部等の関心領域を捉えたら、穿刺
作業を開始する。
る1音線当たりの送受信回数を2に設定する。また、駆
動部22を作動させる。これによって穿刺針8の起振部
材86が駆動され、針部材82が、例えば図9に示した
ように、回転を伴うたわみ振動を開始する。操作者は、
このような振動をする針部材82を被検体4内の関心領
域を狙って穿刺する。なお、振動の振幅は微小であり、
穿刺の妨げになることはない。
すると、針部材82からのエコーのドップラ信号が発生
する。このドップラ信号に基づいて、ドップラ処理部1
2により、血流等の場合と同様にして、針部材82のC
FM画像およびパワードップラ画像が生成される。ただ
し、MTI処理は1音線当たり2回の超音波送受信によ
るパケット長が2のエコー受信信号間で行なわれる。
第1回および第2回の超音波送受信によって得た同一音
線上の2個のエコー受信信号p1,p2(直交検波後の
もの)に基づいてMTI処理を行なう。これによって、
エコー受信信号p1,p2における同一深さ位置でのデ
ータ、すなわち、例えばデータd1,d2の時相差に基
づく動態検出が行なわれる。他の全ての深さ位置につい
ても同様である。
ット長を2としたことにより、パケット長はMTI処理
を行なう必要最小限の単位となり、最小の時間でMTI
処理を行なうことができる。これにより、処理能率をパ
ケット長が4〜16の場合の2〜8倍に向上させること
ができる。また、高速の撮像を行なうことができ、さら
に、1音線当たり2回の超音波送受信で音線走査を行な
うので、一定時間当たりの音線走査範囲を広くすること
ができる。
のパケット長を2とした場合は、低速動態についての検
出感度が低下するので、血流等の検出には実用性がない
が、針部材82の動態検出には励振周波数および振動強
度を適宜に設定すれば問題がない。むしろ、低速動態に
対する感度低下により血流等の信号強度が弱くなり、針
部材82の像に対する妨害が減少する点で好都合であ
る。例えば、励振周波数を22KHz、駆動パワー(pow
er) を400mWとすることにより、十分に明瞭な針部
材82の像を得ることができる。
ラ画像のいずれかを選択して表示部16に表示させる。
これによって、例えば図13に示すように、体内におけ
る針部材82の像が表示される。同図における右上から
左下に連なる輝点が針部材82の像を示す。
い、図10に示したように、針部材82の軸の周りで一
様な振幅が得られるので、針部材82の軸の周りにおけ
る送波超音波ビームの角度の如何に関わらず、一様な感
度のドップラ信号を得ることができる。すなわち、針部
材82に対する送波音線の角度に影響されない明瞭な針
部材82の像を得ることができる。このような画像に基
づいて、操作者は体内での針部材82の位置を常時確認
しながら穿刺作業を遂行し、針先を所望の関心領域に到
達させる。
れば、穿刺針を画像化するのに好適な超音波撮像方法お
よび装置を実現することができる。
である。
信部のブロック図である。
査の概念図である。
ード処理部のブロック図である。
プラ処理部のブロック図である。
処理部のブロック図である。
針の模式的構成図である。
針の起振部材の模式的構成図である。
針の振動状態を示す模式図である。
刺針の振動特性を示すグラフである。
コー受信信号のパケット長の概念図である。
コー受信信号のパケット長の概念図である。
示部の表示画面の一例を中間調の写真で示す図である。
Claims (2)
- 【請求項1】 振動する穿刺針からの超音波エコーのド
ップラ信号に基づいて前記穿刺針の画像を生成する超音
波撮像方法であって、 1音線当たり2回の超音波送受信で得たパケット長が2
のエコー信号に関するMTI処理により前記ドップラ信
号を求める、ことを特徴とする超音波撮像方法。 - 【請求項2】 振動する穿刺針からの超音波エコーのド
ップラ信号に基づいて前記穿刺針の画像を生成する超音
波撮像装置であって、 1音線当たり超音波送受信を2回ずつ行なう超音波送受
信手段と、 前記超音波送受信手段で得たパケット長が2のエコー信
号に関するMTI処理により前記ドップラ信号を求める
ドップラ信号抽出手段と、を具備することを特徴とする
超音波撮像装置。
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Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
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JP4038798A JP4030644B2 (ja) | 1998-02-23 | 1998-02-23 | 超音波撮像装置 |
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JP4038798A Expired - Fee Related JP4030644B2 (ja) | 1998-02-23 | 1998-02-23 | 超音波撮像装置 |
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