WO2007032134A1 - 超音波診断装置 - Google Patents

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Takashi Azuma
Shinichiro Umemura
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Hitachi Medical Corporation
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    • A61N2007/0078—Ultrasound therapy with multiple treatment transducers

Definitions

  • the present invention relates to an ultrasonic diagnostic apparatus for diagnosing a subject using an ultrasonic probe.
  • Heated coagulation treatment is a method of thermally treating malignant tumors such as prostate cancer, liver cancer, breast cancer, etc. by intense focused ultrasound irradiation or irradiation of electromagnetic waves such as RF (Radio Frequency) waves and microphone mouth waves. This is a method for treating affected areas such as uterine fibroids and enlarged prostate. Since these therapies can be treated without large incisions on the body surface, their clinical use is expanding as minimally invasive treatments.
  • RF Radio Frequency
  • the ultrasonic imaging method can observe a tomographic image of a living body in real time, but only the region above the boiling point is imaged, and protein denaturation from 60 ° C to less than 100 ° C occurs due to heat coagulation treatment. Region imaging is difficult.
  • an elastic modulus imaging method using a pressurizing method and a therapeutic region imaging method using a radiation pressure of intensely focused ultrasound have been disclosed.
  • Non-patent Document 1 In the elastic modulus imaging method, an ultrasonic tomographic image is captured, the body surface is externally pressed, the degree of deformation is estimated by the correlation between received signals of different time phases, and the degree of deformation is large. However, softness is a method of estimating that the degree of deformation is small and the place is hard (Non-patent Document 1).
  • the imaging method of the treatment area using radiation pressure when the temperature of the treatment area rises due to ultrasonic treatment, the absorption coefficient of the ultrasonic wave selectively increases compared with the surrounding tissue. This is a method for detecting this deformation site because the radiation pressure acts selectively only in the temperature rise region, and this portion moves and deforms in a direction away from the treatment transducer (Patent Document 1).
  • Non-Patent Document 1 1999 IEEE ULTRASONICS SYMPOSIUM p.1631 Elasotgraphic Imaging of thermally aolated tissue in vitro M.M Doyley.I.C.Bamber, LRivens'N ⁇ .Bush, and G.R.ter Haar
  • Patent Document 1 US Pat. No. 6,488,626 Disclosure of the invention
  • the present invention has been made in view of the above circumstances, and it is an object of the present invention to provide an ultrasonic diagnostic apparatus capable of detecting volume expansion due to thermal transformation generated in a region away from the body surface of a subject. To do.
  • the ultrasonic diagnostic apparatus of the present invention includes an ultrasonic probe in which a plurality of transducer elements are arranged, convergently irradiates an ultrasonic wave on a subject, and detects the reflected wave, and uses the reflected wave.
  • FIG. 1 is a configuration diagram of an ultrasonic diagnostic apparatus according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 2 is an explanatory diagram of a treatment method in heat coagulation treatment.
  • FIG. 3 is a configuration diagram of a volume expansion detection unit according to the first embodiment.
  • FIG. 4 is a diagram for explaining a method of distinguishing volume expansion from radiation pressure and body movement.
  • FIG. 5 is an explanatory diagram of a monitoring method using radiation pressure.
  • FIG. 6 is an M mode image in which volume expansion is captured by the method of the present embodiment.
  • Fig.7 M-mode image capturing radiation pressure.
  • FIG. 8 is a B-mode image and volume expansion image comparing before and during treatment.
  • FIG. 9 is a configuration diagram of a volume expansion detection unit according to a second embodiment.
  • FIG. 10 is a diagram for explaining an integration interval.
  • FIG. 11 is a diagram for explaining a method of detecting volume expansion using a template.
  • FIG. 12 is a configuration diagram of an ultrasonic diagnostic apparatus of a third embodiment.
  • FIG. 13 is a diagram for explaining split focus.
  • FIG. 14 is a diagram for explaining a case where ultrasonic irradiation is stopped repeatedly.
  • FIG. 1 is a configuration diagram of an ultrasonic diagnostic apparatus according to an embodiment of the present invention.
  • the ultrasonic diagnostic apparatus 100 includes an ultrasonic irradiation apparatus that focuses and irradiates an affected area of a subject to heat and coagulate treatment, and an ultrasonic imaging apparatus that images the subject using ultrasonic echoes.
  • the sound wave irradiation apparatus includes a treatment device 41 and a treatment control unit 40.
  • the treatment device 41 may be an RF treatment probe that emits electromagnetic waves such as RF waves and microwaves.
  • the ultrasonic imaging device extracts changes in the acoustic impedance of the subject as a differential image, and includes an ultrasonic probe 1, a transmission / reception switching SW (switch) group 5, a transmission beamformer 3, and the like.
  • a unit 24 and a control system 4 are provided.
  • the heat coagulation treatment thermally treats malignant tumors such as prostate cancer, liver cancer and breast cancer, and affected areas such as uterine fibroids and prostatic hypertrophy by irradiation with intense focused ultrasound.
  • these therapies can be treated without large incisions on the body surface, their clinical use is expanding as minimally invasive therapies. Since it is not always possible to treat the entire treatment area with a single irradiation, normally, as shown in Fig. 2, multiple intense focused ultrasound irradiations are performed and treatment is not performed over the entire treatment area. . Whereas cancer has a complex shape, the shape of the area that can be treated with heat coagulation treatment is geometrically constant. Therefore, a single treatment is as shown in Fig. 2 (a). Although it is possible to expand the treatment area to the extent that the entire treatment area is covered by a single treatment, it is not preferable because normal tissue around the treatment area may be damaged widely.
  • the treatment device 41 irradiates a plurality of times so that the treatment area is overlapped to cover the whole treatment object. Therefore, in heat coagulation treatment, it is essential to know the exact shape of the treatment area for each irradiation. If there is a cancer treatment leak, the cancer will eventually grow again, so it is important to determine whether or not the treatment target site has been completely treated. From the viewpoint of minimizing damage to surrounding normal tissue, it is important that the treatment area of each irradiation can be monitored and presented to the operator as an image.
  • the ultrasonic probe 1 is composed of a plurality of transducer elements (piezoelectric bodies), and transmits an ultrasonic beam to a subject to be inspected and receives an echo from the subject.
  • the transmission beamformer 3 generates a transmission signal with a delay time that matches the transmission focus corresponding to the transmission signal under the control of the control system 4.
  • the transmission / reception switching SW group 5 divides a plurality of transducer elements. For example, by using a Fresnel ring bundling method in which signals having the same phase are applied to transducer elements divided into concentric circles and divided into the same region, the focal position of the ultrasonic wave in the subject is controlled.
  • the ultrasonic signal reflected or scattered in the subject and returned to the ultrasonic probe 1 is converted into an electric signal by the ultrasonic probe 1, and the received wave is again transmitted through the transmission / reception switching SW group 5.
  • Sent to former 20 the receiving beamformer 20 performs dynamic focusing under the control of the control system 4 to adjust the delay time according to the reception timing. Signals received by each element of the array are added by shifting the time according to the difference in distance between the desired position and each element position, thereby enhancing the signal of the desired position force. Note that high-speed imaging can be performed by dividing the element and simultaneously forming a plurality of reception beams.
  • the output of the receive beamformer 20 is stored in the receive memory 29, and the correlation calculation unit 30 performs pattern matching between the receive beamformer output data for the same scanning line at different times.
  • a spatial distribution of the deformation amount of the subject is obtained.
  • For pattern matching there is a method to set the displacement (deformation) with the amount of movement that maximizes the cross-correlation function, There is a method of determining the displacement by the amount of movement that minimizes the sum of squares of the difference between the two functions.
  • a tomogram is obtained by scanning an ultrasonic pulse over the entire imaging region.
  • ultrasonic pulse echo method an echo of an interfacial force that changes the acoustic impedance in the subject is received, and an envelope is detected from the received signal to form a tomographic image.
  • Ultrasonic tomograms are being widely used as monitoring devices for heat coagulation treatment as described below because of the real-time capability and the small size and portability of the device.
  • the volume expansion detection unit 22a corresponding to the volume expansion detection unit 22 includes an ultrasonic traveling direction component calculation means 51, an integration means 52, a subtractor 53, and an integration interval setting means 54.
  • the deformation amount signal P from the correlation calculation unit 30 is input to the ultrasound traveling direction component calculating means 51, and the traveling direction component of the therapeutic ultrasound is calculated.
  • the ultrasonic traveling direction component and the ultrasonic traveling direction component integrated by the integrating means 52 are subtracted by the subtractor 53 and input to the scan converter 23 as a volume expansion component R.
  • the integration interval setting unit 54 sets the integration range of the integration unit 52, and the integration range needs to be wider than the estimation range of volume expansion.
  • FIG. 4 a case where volume expansion, radiation pressure, and body movement occur in the affected area irradiated with the therapeutic ultrasound convergently will be considered.
  • body movement is caused by normal breathing and heart movement, and moves throughout the organ, so it is usually considered to move in one direction.
  • the body movement caused by the heart is more complicated in movement, but the movement caused by the heart also moves so that the movement spreads with the heart as the epicenter. Therefore, it can be regarded as movement in one direction.
  • it is possible to detect deformation due to volume expansion while removing deformation due to body movement.
  • the therapeutic device 41 which is a therapeutic ultrasonic transducer, converges and radiates therapeutic ultrasonic waves from the body surface of the subject toward the affected part. Thereby, the ultrasonic vibration is transmitted to the subject, and the affected part is elastically deformed in the direction of the therapeutic ultrasonic wave.
  • the pressure causing this elastic deformation is radiation pressure, and a temperature rise region is generated near the focal point by vibration.
  • the deformation amount of the subject is deformed so as to spread symmetrically before and after the sound traveling direction, which is related to volume expansion, and one direction such as due to body movement or radiation pressure. Those that are deformed only by the volume expansion are detected by the volume expansion detector 22.
  • the scan converter 23 converts the image detected by the volume expansion detection unit 22 into a two-dimensional image or a three-dimensional image.
  • the display unit 24 has a CRT or liquid crystal as a basic element, and displays a two-dimensional image or a three-dimensional image converted by the scan converter 23.
  • the spatial distribution of the deformation described above is displayed alone or superimposed on the B-mode (Brightnes mode) image via the scan converter 23. It was displayed on part 24.
  • This image display is configured such that either a conventional B-mode image or a volume expansion portion extracted image, or a superimposed image can be displayed.
  • the volume expansion can be displayed in color for a black and white B-mode image.
  • the movements coming in front of the transducer and the movements facing the back can be displayed in different color codes, for example blue in the foreground and red in the back, or only the absolute value of the movement can be displayed. It is also possible to do.
  • the volume expansion detector 22 distinguishes it from other deformations, the viewpoint power of providing more information to the surgeon is also displayed by displaying the volume in blue in the foreground and red in the back. It is useful to show that it is a dilated component in an easy-to-understand manner.
  • Ultrasonic tomographic images differ greatly in sampling strength between the propagation direction of imaging ultrasonic waves (hereinafter referred to as the depth direction) and the direction perpendicular to the propagation direction (hereinafter referred to as the azimuth direction). This is because sampling in the depth direction is performed with respect to the wavelength of the ultrasonic wave, so sampling in the direction of force, which is typically about 30 / zm, samples on the beam width of about lmm. It is about several hundreds / zm.
  • the point response function of the ultrasonic beam is Because it spreads in the direction, sampling is performed with sufficient force in the depth direction and coarse in the azimuth direction, and the sampling is performed without deficiency, and the trade-off between spatial resolution and temporal resolution is balanced. For this reason, the deformation detection accuracy is also greatly different between the depth direction and the azimuth direction, and therefore it is usually sufficient to match the integration direction with the depth direction. In order to make the best use of the signal-to-noise ratio of this method, it is desirable to match the transmission direction of the convergent ultrasound with the propagation direction of the imaging ultrasound as much as possible.
  • FIG. 6 shows an imaging result generally referred to as an M mode (Motion Mode) image, where the horizontal axis indicates time [seconds] and the vertical axis indicates distance [mm] in the depth direction.
  • the M mode is a mode for imaging a motion, and is an image in which the scanning line in the azimuth direction is fixed, the depth is plotted on the vertical axis, and the time is plotted on the horizontal axis.
  • the therapeutic ultrasound is turned on per second of the time axis, the living tissue moves uniformly in the traveling direction of the therapeutic ultrasound due to the radiation pressure. After that, no change is seen for a while, but it moves symmetrically in the depth direction around the affected area around the depth of 43mm around 8 seconds. This is a typical variation of volume expansion.
  • FIG. 7 shows an M-mode image in a system in which the radiation pressure becomes dominant as a result of shifting the position of maximum sound pressure from the position of maximum temperature rise.
  • the radiation pressure is dominant, it can be seen in FIG. 6 that the volume expansion can be detected, compared to the case where the movement can be detected only in the direction away from the treatment device 41 as the transducer.
  • FIG. 8 shows a two-dimensional tomographic image by selecting a force time indicated by a time change of certain one-dimensional data.
  • Fig. 8 (a) is a tomographic image at time 1 second in Fig. 6 and
  • Fig. 8 (b) is a tomographic image at time 10 seconds.
  • Each figure on the left is a normal B-mode image, and the figure on the right is volume expansion. It is a statue.
  • B-mode image undetected volume expansion is clearly visible in the right figure during treatment.
  • On the right side of the volume expansion image a scale representing the deformation amount normalized from 1 to -1 in shades is shown.
  • the volume expansion detector 22 detects the volume expansion, and the treatment power S The control signal is transmitted to the treatment control unit 40 so that the That is, when the area of the already treated area exceeds a certain value due to volume expansion, the treatment is stopped, or the treatment is terminated when a certain time has elapsed since the detection of volume expansion.
  • a heated coagulation zone is usually generated by irradiation for several seconds in order to eliminate the disturbance factor of heat conduction in the living body.
  • bubbles are generated and these bubbles become ultrasonic scatterers, which may increase the ultrasonic intensity outside the treatment area. It is desirable to stop treatment immediately after detection.
  • the deformation due to the volume expansion occurring due to the thermal denaturation of the protein at the treatment site of the heat coagulation treatment is performed between the ultrasonic reception signals before and after the volume expansion. Can be detected by the correlation.
  • heating coagulation can be monitored by monitoring the volume expansion associated with thermal denaturation even in the deep part of the living body, where pressurization is difficult, and without irradiating a powerful ultrasonic wave for treatment.
  • the influence of the disturbance factor of motoring like body movement can be reduced.
  • the volume expansion is detected by calculating the ultrasonic direction component of the deformation and obtaining the difference between the ultrasonic direction component of the deformation and the integral amount, but the deformation amount and the template of the volume expansion deformation are detected.
  • the volume expansion can also be detected by calculating the cross-correlation with.
  • FIG. 9 is a configuration diagram of the volume expansion detection unit 22 that performs cross-correlation with the template.
  • FIG. 9 (a) shows a configuration of the volume expansion detection unit 22b that performs cross-correlation in real space.
  • FIG. 9 (b) shows the configuration of the volume expansion detector 22c that performs cross-correlation in the frequency space.
  • the volume expansion detection unit 22b uses the cross-correlation means 62 to generate the deformation amount signal P from the correlation calculation unit 30 and the deformation function 61 in which the deformation shape characteristic of the volume expansion is stored in the memory as a function. Cross-correlate in real space and output volume expansion component R to scan converter 23.
  • a spatial low-pass filter is used in the integration interval approximately equal to the deformation width due to volume expansion.
  • the dash-dot line in Fig. 10 shows deformation due to volume expansion.
  • the broken line indicates deformation due to radiation pressure. It does not deform at the center point of volume expansion, and the closer the depth is, the closer it is to the body surface. The deeper the surface is, the farther the surface force is.
  • the entire body is deformed away from the body surface.
  • the solid line is a combination of these deformations.
  • the deformation due to volume expansion and the deformation due to radiation pressure cancel each other, and the deformation overlaps at a deep depth.
  • the integration interval of deformation width due to volume expansion is set by the integration interval setting means 54 (see Fig. 3)
  • integration is performed by the integration means 52, and filter processing is performed, volume expansion and body Can be distinguished from movement.
  • the spatial frequency does not necessarily differ greatly.
  • the method of the present embodiment is useful.
  • the pre-estimated waveform (deformation due to volume expansion described in FIG. 11 (a)) as shown in FIG. 11 (b) is stored in the memory as the deformation function 61 as the spatial distribution shape of the deformation.
  • the deformation function 61 as the spatial distribution shape of the deformation.
  • the pattern matching may be a one-dimensional deformation function, but by using a two-dimensional deformation function, the transmission direction of the above-described therapeutic ultrasound and imaging ultrasound does not necessarily match.
  • the application range of this embodiment can be expanded.
  • the Fourier transform unit 63 converts the deformation signal P in the real space into the frequency space, and the converted signal and the frequency space are converted into the frequency space.
  • the multiplier 64 multiplies the deformation function 65 whose deformation shape is stored in the memory as a function, and the inverse Fourier transform means 66 outputs the volume expansion component R converted to the real space to the scan comparator 23.
  • both the real space and the frequency space have several types of templates to detect the sense of detection.
  • the method that uses the result is the most effective, and the method that improves the robustness of the result by weighted averaging the results of multiple template matching is also effective.
  • the signal processing unit has been described with respect to a method for distinguishing between radiation pressure and volume expansion.
  • deformation due to radiation pressure is suppressed, and deformation due to volume expansion is made to stand out. It is also possible.
  • FIG. 12 shows a configuration diagram of the ultrasonic diagnostic apparatus of this embodiment.
  • the same components as those in FIG. 1 are denoted by the same reference numerals, description thereof will be omitted, and different points will be described.
  • the treatment device 41 which is a transmission transducer, is divided into two piezoelectric devices 42a and 42b, and the transmitter 43 is connected to the piezoelectric devices 42a and 42b using signals from the treatment control unit 40. Is driving.
  • each of the piezoelectric devices 42a, 42b converges and irradiates therapeutic ultrasonic waves in a semicircular shape, with their phases reversed with respect to each other.
  • the ultrasonic intensities cancel each other on the irradiation axis (see Fig. 13 (c)), but in Fig. 13 (a), the distance between each transducer element constituting the piezoelectric devices 42a and 42b and the irradiation axis.
  • the delay time ((La-Lb) Zv) due to the difference (La-Lb) increases and the phases of the ultrasonic waves strengthen each other (see Fig. 13 (b)).
  • the piezoelectric devices 42a and 42b have a plurality of transducer element forces that converge and irradiate therapeutic ultrasonic waves to the focal point, and are two-dimensionally arranged in a plurality of regions via a line passing through the radiation axis passing through the focal point.
  • the phases of the therapeutic ultrasonic waves that are divided and convergently irradiated from adjacent areas are mutually reversed.
  • therapeutic ultrasonic waves generated by the therapeutic device 41 or the piezoelectric devices 42a and 42b are used.
  • convergent ultrasonic waves generated by the ultrasonic probe 1 can be used, and RF Electromagnetic waves can be converged and irradiated.

Abstract

複数のトランスデューサ素子が配列され、被検体に超音波を収束照射し、その反射波を検出する超音波探触子１を備え、反射波を用いて前記被検体の断層像を撮像する超音波診断装置であって、体制膨張検出部２２が、断層像から被検体の一部に生成された体積膨張を、異なるフレームで撮像した断層像をパターンマッチングして算出された各部の移動量の治療用超音波の進行方向成分と、進行方向成分を積分した積分量との差分を演算して抽出する超音波診断装置。

Description

明 細 書
超音波診断装置
技術分野
[0001] 本発明は、超音波探触子を用いて被検体の診断を行う超音波診断装置に関する。
背景技術
[0002] 加熱凝固治療とは、強力収束超音波照射もしくは RF(Radio Frequency)波やマイク 口波などの電磁波の照射によって熱的に前立腺がんや、肝臓がん、乳がん、などの 悪性腫瘍や子宮筋腫、前立腺肥大などの患部を治療する方法である。これらの治療 法は体表の大きな切開を伴わずに治療できることから、低侵襲治療法として臨床で の使用が拡大してきている。
また、超音波撮像法は、生体の断層像をリアルタイムで観察することができるが、沸 点以上の領域のみが画像化され、加熱凝固治療によって発生する 60° Cから 100 ° C未満の蛋白変性領域の画像化が困難である。
[0003] この問題点を解決するために、加圧法を用いた弾性率イメージング方法及び強力 収束超音波の放射圧を用いた治療域のイメージング方法が開示されて ヽる。
弾性率イメージング方法は、超音波断層像の撮像を行いながら、外部から体表を加 圧して、異なる時相の受波信号間の相関によって変形の程度を見積もり、その変形 の程度が大き 、ところが柔らカ 、ところ、変形の程度が小さ 、ところが硬 、ところと推 定する方法である (非特許文献 1)。また、放射圧を用いた治療域のイメージング方法 は、超音波治療によって、治療域の温度が上昇すると、その部位が周囲の組織に比 ベ、選択的に超音波の吸収係数が大きくなるため、温度上昇域にのみ、選択的に放 射圧が働き、この部分が治療用トランスデューサカも離れる方向に移動変形するので 、この変形部位を検出する方法である (特許文献 1)。
非特許文献 1 : 1999 IEEE ULTRASONICS SYMPOSIUM p.1631 Elasotgraphic I maging of thermally aolated tissue in vitro M.M Doyley.I.C. B amber , LRivens'N丄. Bush, and G.R. ter Haar
特許文献 1：米国特許第 6488626号明細書 発明の開示
[0004] 弾性率イメージング方法を低侵襲治療のモニタリングに用いる場合、外部力もの加 圧が必要なため、力がうまく及ばない体表力 遠い部位への適応は難しい。一方、前 記の放射圧を用いたイメージング方法では、被検体が呼吸などの体動で動 、て 、る 場合には、体動による変形と、放射圧による変形とを峻別するのが難しい。
本発明は、前記事情に鑑みてなされたものであり、被検体の体表から離れた領域 に生成された熱変成による体積膨張を検出することができる超音波診断装置を提供 することを課題とする。
[0005] 本発明の超音波診断装置は、複数のトランスデューサ素子が配列され、被検体に 超音波を収束照射し、その反射波を検出する超音波探触子を備え、前記反射波を 用いて前記被検体の断層像を撮像する超音波診断装置であって、前記断層像から 前記被検体の一部に生成された体積膨張を抽出することを特徴とする。この体積膨 張は、前記超音波と他の超音波と電磁波との何れか一つ又はこれらの組み合わせで ある治療用収束波を前記被検体の一部に収束照射することにより生成され、一のフ レームで撮像した前記断層像と他のフレームで撮像した前記断層像とをパターンマ ツチングして求められた各部の変形量の前記治療用収束波の進行方向成分と、前記 進行方向成分を積分した積分量との差分を演算して、抽出される。
[0006] これにより、治療用収束波の照射により被検体の一部に生成された熱変成による体 積膨張を抽出することができる。
[0007] 本発明によれば、被検体の体表から離れた領域に生成された熱変成による体積膨 張を抽出することができる。
図面の簡単な説明
[0008] [図 1]本発明の一実施形態である超音波診断装置の構成図である。
[図 2]加熱凝固治療における治療方法の説明図である。
[図 3]第 1実施形態の体積膨張検出部の構成図である。
[図 4]体積膨張を放射圧及び体動から区別する方法を説明するための図である。
[図 5]放射圧を用いたモニタリング方法の説明図である。
[図 6]本実施形態の方法により体積膨張を捕らえた Mモード像である。 [図 7]放射圧を捕らえた Mモード像である。
[図 8]治療前と治療中とを比較した Bモード像及び体積膨張像である。
[図 9]第 2実施形態の体積膨張検出部の構成図である。
[図 10]積分区間を説明するための図である。
[図 11]テンプレートを用いて体積膨張を検出する方法を説明するための図である。
[図 12]第 3実施形態の超音波診断装置の構成図である。
[図 13]スプリットフォーカスを説明するための図である。
[図 14]超音波の照射'停止を繰り返す場合を説明するための図である。
発明を実施するための最良の形態
[0009] (第 1実施形態）
図 1は、本発明の一実施形態である超音波診断装置の構成図である。 超音波診断装置 100は、被検体の患部に超音波を収束照射して加熱凝固治療す る超音波照射装置と、被検体を超音波エコーを用いて撮像する超音波撮像装置とを 含み、超音波照射装置は、治療デバイス 41及び治療制御部 40からなる。なお、治 療デバイス 41には、 RF波やマイクロ波などの電磁波を照射する RF治療用プローブ を使用することもできる。また、超音波撮像装置は、被検体の音響インピーダンスの 変化を微分画像として抽出するものであり、超音波探触子 1と、送受切替え SW (スィ ツチ）群 5と、送波ビームフォーマ 3と、受波ビームフォーマ 20と、受波メモリ 29と、ノ ターンマッチングを行う演算手段である相関演算部 30と、本実施形態の特徴構成で ある体積膨張検出部 22と、スキャンコンバータ 23と、表示部 24と、制御系 4とを備え ている。
[0010] ここで、加熱凝固治療とは、強力収束超音波の照射によって熱的に前立腺がんや 、肝臓がん、乳がん、などの悪性腫瘍や子宮筋腫、前立腺肥大などの患部を治療す る方法である。これらの治療法は体表の大きな切開を伴わずに治療できるので、低 侵襲治療法として臨床での使用が拡大してきている。必ずしも一回の照射によって、 治療域全域が治療できるわけではないので、通常は図 2に示すように、複数回の強 力収束超音波の照射を行い、治療域全域をもらさずに治療を行う。がんが複雑な形 状を示すのに対し、加熱凝固治療で治療できる領域の形状は幾何学的に一定であ るので、一回の治療では図 2 (a)に示すようになる。 1回の治療で治療域全域を覆つ てしまう程度まで治療域を広げることも可能であるが、その場合は治療域の周辺の正 常組織も広く傷つける可能性があるので好ましくない
。そのため、図 2 (b)のように、治療デバイス 41によって複数回照射して、治療域を重 ねて治療対象全域を覆うようにする。したがって、加熱凝固治療においては照射ごと の正確な治療域の形状を把握することが必須となる。がんの治療もれがあると、結局 そこ力 再びがんが増殖してしまうため、治療目的部位を完全に治療しきった力否か を判定することが重要であり、また低侵襲治療としての周囲の正常組織へのダメージ を最小限に抑えるという観点からも、各照射の治療域をモニタリングして、画像として 術者に提示できることが重要である。
[0011] 超音波探触子 1は、複数のトランスデューサ素子 (圧電体)から成り、検査対象であ る被検体に対し、超音波ビームを送信し、その被検体からのエコーを受信する。送波 ビームフォーマ 3は、制御系 4の制御下で、送信信号に応じた送波焦点に合わせた 遅延時間の送波信号を生成する。また、送受切替え SW群 5は、複数のトランスデュ ーサ素子を分割する。たとえば、同心円状に分割し、同一領域に分割されたトランス デューサ素子に同一位相の信号を印加するフレネルリング束ね方式を用いることに より、超音波の被検体内における焦点位置をコントロールしている。
[0012] 被検体内で反射もしくは散乱されて超音波探触子 1に戻った超音波信号は超音波 探触子 1によって電気信号に変換され、再び、送受切替え SW群 5を介し受波ビーム フォーマ 20に送られる。ここで受波ビームフォーマ 20は制御系 4の制御の下で、受 信のタイミングに応じて遅延時間を調整するダイナミックフォーカスを行う。アレイの各 素子が受波した信号を所望の位置と各素子位置の距離の差に応じた時間をずらし て加算することで、所望の位置力 の信号を増強する。なお、素子を分割して複数の 受信ビームを同時形成することにより、高速撮像が可能になる。
[0013] 受波ビームフォーマ 20の出力は、受波メモリ 29に蓄えられ、相関演算部 30により、 異なる時間での、同じ走査線に関する受波ビームフォーマ出力データ同士のパター ンマッチングが行われ、被検体の変形量の空間分布が求められる。パターンマツチン グには、相互相関関数が最大となる移動量を持って変位量 (変形量)とする方法や、 二つの関数の差の自乗和が最小となるような移動量をもって変位量とする方法があ る。超音波パルスを撮像領域全域に渡り走査することで、断層像が得られる。このよう な超音波のパルスエコー法は被検体中の音響インピーダンスが変化する界面力 の エコーを受信し、受信信号を包絡線検波することで、断層像の画像化を行っている。 超音波断層像は、リアルタイム性や装置が小型で可搬性があることから、以下に述べ る加熱凝固治療のモニタリング装置としても、広く活用されつつある。
[0014] 体積膨張検出部 22の内部構成は、図 3及び後記する図 9に具体的に記されている 。図 3において、体積膨張検出部 22に相当する体積膨張検出部 22aは、超音波進 行方向成分算出手段 51と、積分手段 52と、減算器 53と、積分区間設定手段 54とを 備える。相関演算部 30からの変形量信号 Pは、超音波進行方向成分算出手段 51に 入力され、治療用超音波の進行方向成分が算出される。この超音波進行方向成分と 、積分手段 52により積分された超音波進行方向成分とが減算器 53により減算され、 体積膨張成分 Rとしてスキャンコンバータ 23に入力される。
[0015] これにより、治療用超音波の進行方向に変位 (変形量)の積分操作を行うことで、手 前と奥への動きが対称な成分が抑圧され、放射圧や、体動などの一方向への動きを 検出することができる。この一方向の動きを全体の信号力も差し引くことで、真の体積 膨張成分が検出される。
[0016] 積分区間設定手段 54は、積分手段 52の積分範囲を設定するものであり、その積 分範囲は体積膨張の推定範囲より広くとる必要がある。
[0017] 次に、図 4を参照して、治療用超音波が収束照射された患部に、体積膨張、放射 圧、体動が発生した場合を考える。図 4 (a)において、体動は、通常呼吸や、心臓の 動きに起因しており、臓器全体で動くので、通常一方向への動きと考えられる。呼吸 に起因する体動に比べ、心臓に起因する体動の方が、より動き方が複雑ではあるが 、心臓に起因する動きも、心臓を震源として動きが広がっていくように動いていること から、一方向への動きと見なすことができる。このことを利用して、体動による変形を 除去しつつ体積膨張による変形を検出することができる。この図 4 (a)の各変形成分 に対して、治療用超音波の伝播方向に積分を行うと、図 4 (b)に示すように、体積膨 張成分のみが消え去る。そして、図 4 (a)と図 4 (b)との差分をとれば、図 4 (c)のように 、体積膨張成分のみが抽出される。
[0018] ここで、放射圧について図 5を参照して説明する。治療用超音波トランスデューサで ある治療デバイス 41は、被検体の体表から患部に向けて、治療用超音波を収束照 射する。これにより、被検体に超音波振動が伝わり、患部が治療用超音波の方向に 弾性変形される。この弾性変形の原因になる圧力が放射圧であり、振動によって、焦 点近傍に温度上昇域が生成される。
[0019] 本実施形態においては、被検体の変形量が体積膨張に関連する、音の進行方向 の前後に対称に広がるように変形するものと、体動もしくは放射圧によるもののように 、一方向のみに変形するものが、体積膨張検出部 22によって、峻別される。
[0020] スキャンコンバータ 23は、体積膨張検出部 22で検出された画像を 2次元像あるい は 3次元像に変換するものである。表示部 24は、 CRTあるいは液晶を基本要素とす るものであり、スキャンコンバータ 23で変換された 2次元像あるいは 3次元像を表示す るものである。なお、従来の弾性率イメージングや、放射圧を用いた歪み像では、前 記変形の空間分布がスキャンコンバータ 23を経て、単独もしくは、 Bモード (Brightnes s Mode)像の上に重畳されて、表示部 24上に表示されていた。
[0021] この画像表示は、従来の Bモード画像、体積膨張部抽出画像の何れか、もしくは重 畳して表示可能なように構成される。重畳して表示するには、白黒の Bモード画像に 対して、体積膨張分はカラーで表示する方法などが考えられる。また、トランスデュー サ手前にくる動きと、奥に向力う動きを別々のカラーコード、例えば、手前は青、奥は 赤のように、表示することもできるし、動きの絶対値のみを表示することも可能である。 体積膨張検出部 22によって、他の変形と峻別しているとはいえ、術者により多くの情 報を提供するという観点力もは、手前は青、奥は赤のように表示することで、体積膨 張成分であることをわ力り易く提示することは有用である。
[0022] 超音波断層像は、撮像用超音波の伝播方向（以下、深さ方向という）と、これに直 交する方向（以下、方位方向という）で、サンプリングの細力さが大きく異なる。これは 深さ方向には、超音波の波長に対してサンプリングを行うので、典型的には 30 /z m 程度である力 方位方向のサンプリングは lmm程度のビーム幅に対してサンプリン グを行うので、数百/ z m程度である。このように超音波ビームの点応答関数が方位方 向に広がっているためで、深さ方向には細力べとり、方位方向には粗くすることで、過 不足無くサンプリングを行い、空間分解能と、時間分解能のトレードオフのバランスを とっている。そのため、変形の検出精度も深さ方向と方位方向で大きく異なるため、 通常は、深さ方向に積分方向を合わせればよい。この手法の信号対雑音比を最大 限活かすには、収束超音波の送波方向も撮像用超音波の伝播方向になるべく合わ せる方が望ましい。
[0023] 図 6は、通常、 Mモード (Motion Mode)像といわれる撮像結果であり、横軸に時間 [ 秒]、縦軸に深さ方向の距離 [mm]を示している。 Mモードとは、動きを画像化するた めのモードであり、方位方向の走査線を固定して、縦軸に深さ、横軸に時間を示した 画像である。時間軸 1秒あたりで、治療用超音波を ONにすると、放射圧のため、生 体組織は一様に治療用超音波の進行方向に動く。その後しばらぐ変化は見られな いが、時間軸 8秒あたりから、深さ 43mm周辺の患部を中心として、深さ方向に対称 に動いている。これが、体積膨張の典型的な変形である。
[0024] 一方、図 7は、音圧最大の位置と、温度上昇最大の位置をずらした結果、放射圧が 支配的になった系での Mモード像を示している。放射圧が支配的なときは、トランス デューサである治療デバイス 41から遠ざ力る方向にしか動きが検出できていないの に比べ、図 6では、体積膨張が検出できていることがよくわかる。
[0025] 図 6では、ある 1次元データの時間変化で示した力 時刻を選んで、 2次元断層像と して示したのが図 8である。図 8 (a)は図 6の時刻 1秒における断層像、図 8 (b)は時刻 10秒における断層像であり、それぞれ左側の図が通常の Bモード像であり、右側の 図が体積膨張像である。 Bモード像では、検出されていない体積膨張が治療中の右 図では明瞭に観察できている。なお、体積膨張像の右側に、 1から— 1まで規格化さ れた変形量を濃淡で表したスケールを示して 、る。
[0026] 体積膨張の推定精度向上には、相互相関をとる撮像信号を 2つに限定しないことも 有効である。 3つ以上の信号間で互いに相関をとり、相互相関の時間的変化をみるこ とで、相互相関値の時間平均値を用いて、検出結果に安定性を持たせたり、逆に時 間変化成分をみることで、体積膨張の加速度を検出したりすることが可能となる。
[0027] また、本実施形態では、体積膨張検出部 22は、体積膨張を検出すると、治療力 Sスト ップするように治療制御部 40に制御信号を送信している。すなわち、体積膨張による 、既治療域の面積が一定値を超えたら、治療をストップさせたり、体積膨張の検出か ら一定時間経過したところで、治療を終了させたりするようにしている。特に、強力な 収束超音波を用いた場合は、生体の熱伝導という外乱要因を排除するため、通常数 秒の照射によって、加熱凝固域を生成するようにしている。加熱凝固の際の超音波 照射によって、沸騰が起きると、気泡が生成し、この気泡が超音波の散乱体になり、 治療予定域以外でも超音波強度が高くなることがあるので、体積膨張を検出したら、 ただちに治療を停止することが望ましい。
[0028] 以上説明したように本実施形態によれば、加熱凝固治療の治療部位における、蛋 白の熱変性に伴って発生する体積膨張による変形を、体積膨張の前後の超音波受 波信号間の相関によって検出することができる。すなわち、加圧が難しい、生体深部 においても、また、治療用の強力超音波を照射せずとも、熱変性に伴う体積膨張をモ 二タリングすることで、加熱凝固のモニタリングが可能となる。また体動のように、モ- タリングの外乱要因となるものの影響を小さくすることができる。
[0029] (第 2実施形態）
第 1実施形態においては、変形の超音波方向成分を算出し、変形の超音波方向成 分とこの積分量との差分を求めることによって体積膨張を検出したが、変形量と体積 膨張変形のテンプレートとの相互相関を演算することによつても体積膨張を検出する ことができる。
[0030] 図 9は、テンプレートと相互相関を行う体積膨張検出部 22の構成図であり、図 9 (a) は、実空間で相互相関を行う体積膨張検出部 22bの場合の構成を示し、図 9 (b)は、 周波数空間で相互相関を行う体積膨張検出部 22cの場合の構成を示す。
[0031] 体積膨張検出部 22bは、相関演算部 30からの変形量信号 Pと、体積膨張に特徴 的な変形形状が関数としてメモリに記憶された変形関数 61とを相互相関手段 62によ り実空間で相互相関し、体積膨張成分 Rをスキャンコンバータ 23に出力する。
[0032] 第 1実施形態の構成でも、体動と、局所的な体積膨張のように、空間周波数が大き く異なる場合は、体積膨張による変形幅に略等しい積分区間で、空間的なローパス フィルタとなるようにすることができる。図 10の一点鎖線は体積膨張による変形を示し 、破線は放射圧による変形を示す。体積膨張の中心点では変形せず、深さが浅いと ころほど体表に近づくように変形し、深いところほど体表力も遠いところに変形する。 一方、放射圧によっては、全体的に体表から遠いところに変形する。実線は、これら の変形を合成した変形であり、深さが浅いところでは体積膨張による変形と放射圧に よる変形が打ち消し合い、深いところで変形が重なり合う。この現象を用いて、体積膨 張による変形の幅の積分区間を積分区間設定手段 54 (図 3参照)で設定し、積分手 段 52で積分してフィルタ処理を行えば、体積膨張と、体動とを区別することができる。 しかしながら、放射圧と、体積膨張との区別に関しては、必ずしも空間周波数が大き く異なるとは限らない。
[0033] この場合に、本実施形態の手法が有用である。これによれば、変形の空間分布形 状として、図 11 (b)に示すような予め推定した波形（図 11 (a)に記載の体積膨張によ る変形)を変形関数 61としてメモリに記憶しておき、これと相互相関をとることによって 、体積膨張に特異的な変形のみが抽出される。なお、一度体動を前記の方法により 、除去した後に、パターンマッチングを行えば、より効果的である。パターンマツチン グは、 1次元の変形関数としてもよいが、 2次元の変形関数とすることで、前記した治 療用超音波と撮像用の超音波との送波方向が必ずしも一致しない場合に、本実施 形態の適用範囲を広げることができる。
[0034] また、一度、高速フーリエ変換を行い周波数空間に信号を変え、テンプレートの空 間周波数に対応した成分を抽出し、逆フーリエ変換により、実空間に戻し、画像化す ることも可能である。テンプレートマッチングと数学的には等価な処理になる力 高速 フーリエ変換を実装したプロセッサを用いた場合などに、高速化可能という長所があ る。
具体的に、図 9 (b)において、体積膨張検出部 22cは、フーリエ変換手段 63が実空 間の変形量信号 Pを周波数空間に変換し、この変換された信号と周波数空間に変換 された変形形状が関数としてメモリに記憶された変形関数 65とを乗算器 64が乗算し 、フーリエ逆変換手段 66が実空間に変換された体積膨張成分 Rをスキャンコンパ一 タ 23に出力する。
[0035] なお、実空間でも周波数空間でも、テンプレートの形を数種類持っておき、検出感 度が最も高 、結果を用いる方法や、複数のテンプレートマッチングの結果に重み付 け平均を行い、結果のロバスト性を向上するなどの方法も有効である。
[0036] (第 3実施形態）
前記実施形態においては、信号処理部で、放射圧と体積膨張とを区別する方法に 関して説明を行ったが、治療方法によっては、放射圧による変形を抑圧し、体積膨張 による変形を際立たせることも可能である。
図 12に本実施形態の超音波診断装置の構成図を示す。図 1と同一のものは、同一 の符号を付して説明を省略し、異なる点について説明する。
[0037] 本実施形態では、送波トランスデューサである治療デバイス 41が 2つの圧電デバイ ス 42a, 42bに分割され、治療制御部 40からの信号を用いて送波器 43が圧電デバ イス 42a, 42bを駆動している。
[0038] 図 13 (a)に示すように、各圧電デバイス 42a, 42bは、治療用超音波を半円状に、 互いに位相を反転させて、同一の焦点に収束照射する。これにより、照射軸上では、 超音波強度が互いに打ち消し合うが（図 13 (c)参照）、図 13 (a)において、圧電デバ イス 42a, 42bを構成する各トランスデューサ素子と照射軸との距離差 (La— Lb)によ る遅延時間（ (La— Lb) Zv)が大きくなり、超音波の位相が互いに強めあう（図 13 (b) 参照)。すなわち、図のように 2つに分割した例では、 2つの音圧極大点が存在する（ 図 13 (a)参照)。この音場を用いて、加熱凝固治療を行うと、熱伝導によって、複数の 音圧ピークに囲まれた場所が温度上昇最大となる（図 13 (d)参照
)。このため、温度上昇最大の場所と、音圧最大の場所がずれるため、放射圧の効果 は大きく低減し、体積膨張の効果のみが強調される。この手法をスプリットフォーカス という。
[0039] 言い換えれば、圧電デバイス 42a, 42bは、治療用超音波を焦点に収束照射する 複数のトランスデューサ素子力 なり、焦点を通る放射軸を通過する線を介して複数 の領域に 2次元的に分割され、隣接する領域から収束照射する治療用超音波の位 相が互!ヽに反転するように構成されて 、る。
[0040] (第 4実施形態）
前記各実施形態では、温度上昇による、体積膨張と、蛋白の熱変性に伴う体積膨 張に関して区別せずに説明を行ってきた。しかし、実際の治療に使うには、熱変性な どの不可逆変化と、温度上昇などの可逆変化を区別することは極めて重要である。 温度上昇だけでは、治療の効果の指標として十分ではない。生体の組織が動くため 、各糸且織が、どのくらいの温度でどのくらいの時間経過した力解らないと、治療が完 了した力どうか判定できないからである。一方、熱変性は、温度と、その経過時間によ つてきまるので、治療が完了したか否かと、完全に 1対 1に対応する。
[0041] そこで、図 14のように、超音波照射もしくは RF治療の ONと OFFとを繰り返すと、そ れに伴い、温度は上下を繰り返すが、熱変性量は単調に増えていくのみで、治療を OFFにしている間も、熱変性が起きている。この温度上昇と、熱変性の選択比がとれ る時間を使って、体積変化を検出することで、温度上昇の効果と熱変性の効果とを切 り分けることが可能となる。すなわち、治療用超音波を照射した後にその照射を休止 し、休止した休止期間の体積膨張 (体積変化)を検出して!/ヽる。
[0042] (変形例）
本発明は前記した実施形態に限定されるものではなぐ例えば以下のような種々の 変形が可能である。
(1)前記各実施形態は、治療デバイス 41あるいは圧電デバイス 42a, 42bが発生す る治療用超音波を用いたが、超音波探触子 1が発生する収束超音波を用いることが でき、 RF電磁波を収束照射することもできる。

Claims

請求の範囲
[1] 複数のトランスデューサ素子が配列され、被検体に超音波を収束照射し、その反射 波を検出する超音波探触子を備え、前記反射波を用いて前記被検体の断層像を撮 像する超音波診断装置であって、
一のフレームで撮像した前記断層像と他のフレームで撮像した前記断層像との一 のパターンマッチングを行って変形像を演算する演算手段と、
前記変形像と前記被検体の部分的な体積膨張による変形形状を表現する変形関 数とで他のパターンマッチングを行う体積膨張検出手段と、
を備え、前記他のパターンマッチングの結果により前記断層像から前記被検体の 一部に生成された体積膨張を抽出することを特徴とする超音波診断装置。
[2] 前記一のパターンマッチングあるいは前記他のパターンマッチングの何れか一方 又は双方は、相互相関を用いて行われることを特徴とする請求の範囲第 1項に記載 の超音波診断装置。
[3] 前記被検体の体動による変動と前記体積膨張による変動との境界に積分区間を設 定して積分するフィルタ処理を前記変形像に行った後に、前記体積膨張の抽出を行 うことを特徴とする請求の範囲第 1項に記載の超音波診断装置。
[4] 複数のトランスデューサ素子が配列され、被検体に超音波を収束照射し、その反射 波を検出する超音波探触子を備え、前記反射波を用いて前記被検体の断層像を撮 像する超音波診断装置であって、
一のフレームで撮像した前記断層像と他のフレームで撮像した前記断層像とのパ ターンマッチングを行って変形像を演算する演算手段と、
前記変形像を周波数空間に変換するフーリエ変換手段と、
周波数空間に変換された前記断層像と、前記被検体の部分的な体積膨張による 変形形状を周波数空間で表現した変形関数とを乗算する乗算手段と、
前記乗算手段により乗算された周波数空間の像を実空間に逆変換するフーリエ逆 変換手段とを備え、
前記逆変換された実空間像を用いて前記体積膨張を抽出することを特徴とする超 音波診断装置。
[5] 前記パターンマッチングは、相互相関を用いて行われることを特徴とする請求の範 囲第 4項に記載の超音波診断装置。
[6] 前記被検体の体動による変動と前記体積膨張による変動との境界に積分区間を設 定して積分するフィルタ処理を前記変形像に行った後に、前記体積膨張の抽出を行 うことを特徴とする請求の範囲第 4項に記載の超音波診断装置。
[7] 複数のトランスデューサ素子が配列され、被検体に超音波を収束照射し、その反射 波を検出する超音波探触子を備え、前記反射波を用いて前記被検体の断層像を撮 像する超音波診断装置であって、
前記超音波と他の超音波と電磁波との何れか一つ又はこれらの組み合わせである 治療用収束波を前記被検体の一部に収束照射することにより体積膨張が生成され、 一のフレームで撮像した前記断層像と他のフレームで撮像した前記断層像とのパ ターンマッチングを行って変形像を演算する演算手段と、
前記変形像の前記治療用収束波の進行方向成分を算出する進行方向成分算出 手段と、
前記進行方向成分を積分して積分量を算出する積分手段と、
前記進行方向成分と前記積分量との差分を演算する減算器と
を備え、
前記差分を用いて前記体積膨張を抽出することを特徴とする超音波診断装置。
[8] 前記パターンマッチングは、相互相関を用いて行われることを特徴とする請求の範 囲第 7項に記載の超音波診断装置。
[9] 前記断層像を 3枚以上のフレームの前記断層像を用いて前記パターンマッチング された複数の前記変形像の時間的変化を利用することを特徴とする請求の範囲第 7 項に記載の超音波診断装置。
[10] 前記体積膨張が所定量以上検出された場合、前記治療用収束波の照射を停止す る制御部を備えることを特徴とする請求の範囲第 7項に記載の超音波診断装置。
[11] 前記治療用収束波を照射した後にその照射を休止し、前記休止した休止期間の前 記体積膨張を検出することを特徴とする請求の範囲第 7項に記載の超音波診断装置
[12] 前記治療用収束波は、前記超音波と他の超音波との何れか一方又はその双方で ある治療用超音波であり、
前記治療用超音波は、進行方向に対して垂直な面内に複数の音圧最大値を形成 するように収束照射されることを特徴とする請求の範囲第 7項に記載の超音波診断装 置。
[13] 前記治療用収束波は、前記超音波と他の超音波との何れか一方又はその双方で ある治療用超音波であり、
前記治療用超音波を焦点に収束照射する複数のトランスデューサ素子は、前記焦 点を通る放射軸を通過する線を介して複数の領域に 2次元的に分割され、隣接する 前記領域力 収束照射する前記治療用超音波の位相が互いに反転していることを 特徴とする請求の範囲第 7項に記載の超音波診断装置。
[14] 複数のトランスデューサ素子が配列され、被検体に超音波を収束照射し、その反射 波を検出する超音波探触子を備え、前記反射波を用いて前記被検体の断層像を撮 像する超音波診断装置であって、
一のフレームで撮像した前記断層像と他のフレームで撮像した前記断層像との一 のパターンマッチングを行って変形像を演算する演算手段と、
前記変形像と前記被検体の部分的な体積変化による変形形状を表現する変形関 数とで他のパターンマッチングを行う体積膨張検出手段と、を備え、
前記体積膨張検出手段は、前記超音波探触子による前記超音波の照射の休止期 間に、前記他のパターンマッチングの結果により前記被検体の一部に生成された体 積変化を検出することを特徴とする超音波診断装置。
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