超声波图像取得装置的制作方法

专利名称：超声波图像取得装置的制作方法
技术领域：
本发明涉及生成用于支援使用了穿刺针的治疗、检查的图像数据 的超声波图像取得装置。
背景技术：
作为三大疾病之一的癌疾病的死亡率逐年增加，从而强烈期望针 对该癌疾病的早期诊断以及治疗。例如，肝癌的比例在癌疾病中占据
大约10%，并且其数量有增加的倾向。另一方面，超声波图像取得装 置、MRI装置以及X射线CT装置等医用图像诊断装置的技术进步显 著，医用图像诊断装置在以上述肝癌为首的各种癌疾病的早期发现中 变得不可或缺。
特别，利用组合了高速旋转螺旋扫描(helical scan )和64列等 多列检测器的X射线CT装置的三维摄像法得到了实用化。另外，由 于倾斜磁场系统、高频磁场系统以及RF线圏系统的性能提高，利用 可以高速摄像的MRI装置的三维摄像法得到了实用化。通过观察根 据这些三维摄像法得到的体绘制(volume rendering)图像数据等， 其诊断能力比以往的二维摄像法显著提高。
另 一方面，超声波图像取得装置可以通过仅使超声波探测器接触 到体表面的简单的操作，来实现基于二维图像数据的实时观测。而且， 开发出了通过使用一维地排列了振动元件的超声波探测器，并使振动 元件机械地摇动，而实时地取得三维的B模式图像数据、彩色多普勒 (color Doppler )图像数据的方法。另外，开发出了利用二维地排列 了振动元件的所谓二维阵列探测器来实时地取得三维的B模式图像 数据、彩色多普勒图像数据的方法。
另外，作为上述的肝癌的治疗法， 一般进行U)肝动脉内抗癌齐寸注入疗法、(b )肝动乐;K塞松术(transcatheter arterial embolization ， TAE) 、 (c)低侵袭治疗法、(d)开腹手术等。近年来，过程简单 而且对患者的负担少的低侵袭治疗法得到了特别关注。在该低侵袭治 疗法中，有PEIT(经皮乙醇注入技术，Percutaneous Ethanol Injection Technique)、孩"皮烧灼法(microwave ablation )。在，见察实时显示 的图像的情况下，进行向患者插入这些治疗法中使用的穿刺针。
另夕卜，近年来，作为烧灼治疗法之一，RFA(高频烧灼法Radio Frequency Ablation (射频烧灼法))登上了历史舞台，并已经开始 临床应用。在该RFA中作为单一针的Cool Tip、多个展开针的RITA 被用作穿刺针。通常，在观察图像的情况从体表面经皮肤向肿瘤插入 穿刺针，但也可以在观察利用腹腔镜(laparoscope)的肝表面的情况 下进行插入。另外，也可以在观察利用配置于肝表面的专用小型超声 波探测器取得的超声波图像的情况下，插入穿刺针。
通过在利用超声波图像取得装置实时地取得的二维图像数据的 观察下，进行上述的穿刺治疗，其治疗效率和相对治疗的安全性大幅 提高。而且，近年来，提出了在三维图像的观察下进行的各种穿刺治 疗法(例如日本特开2007 - 125169号公报、日本特开2007 - 215672 号公报)。
根据在利用超声波图像取得装置实时地取得的三维图像数据的 观察下进行穿刺治疗的以往技术的方法，可以三维地掌握穿刺针的刺 入方向、前端部位置等。因此，与在二维图像数据的观察下进行的穿 刺治疗的情况相比，可以进 一 步提高穿刺针相对治疗对象部位的插入 精度。
但是，难以取得同时满足高的空间分辨率和高的时间分辨率(实 时性)的表示宽范围的三维图像数据。因此，在上述以往技术的方法 中，取得表示包含肝癌等的比较宽的治疗对象部位的图像数据和表示 对该治疗对象部位刺入的穿刺针以及穿刺针的周边的图像数据的情 况下，难以同时取得表示要求高的空间分辨率的治疗对象部位的图像 数据、和表示为了追踪穿刺针前端部而要求高的时间分辨率和高的空间分辨率的穿刺针以及穿刺针的周边的图像数据。

发明内容
本发明的目的在于提供一种超声波图像取得装置，通过观察通过 针对患者的超声波的三维扫描得到的图像数据而针对该患者刺入穿 刺针的情况下，可以大致同时取得表示治疗对象脏器的图像数据和时 间分辨率比该图像数据更高的表示穿刺针以及穿刺针的周边的图像 数据。
本发明的第一方面提供一种超声波图像取得装置，该超声波图像 取得装置根据通过针对使用了穿刺针的检查或治疗的对象部位的超
声波的三维扫描得到的体数据，生成图像数据，其特征在于，具备 扫描控制部，设定包含上述穿刺针对上述对象部位的刺入方向的第1 三维扫描区域和与上述第l三维扫描区域邻接的一个或多个第2三维 扫描区域，对针对上述第l三维扫描区域以及上述第2三维扫描区域 的三维扫描进行控制；体数据生成部，根据通过上述三维扫描从上述 第l三维扫描区域以及上述第2三维扫描区域得到的接收信号，生成 体数据；图像数据生成部，通过对上述体数据进行处理而生成图像数 据；以及显示部，显示上述图像数据，其中，上述扫描控制部进行用 于以比上述第2三维扫描区域高的体速率对上述第l三维扫描区域进 行三维扫描的控制。
根据该第一方面的发明，在通过超声波的三维扫描得到的图像数 据的观察下针对该患者刺入穿刺针时，可以大致同时取得表示治疗对 象脏器的图像数据和时间分辨率比该图像数据良好的表示穿刺针以 及穿刺针的周边的图像数据。因此，易于针对检查对象脏器或治疗对 象脏器的期望位置正确地刺入穿刺针。由此，使用了穿刺针的检查或 治疗中的安全性、效率提高，可以减轻针对操作者、患者的负担。
另外，本发明的第二方面提供一种超声波图像取得装置，该超声 波图像取得装置根据通过针对使用了穿刺针的检查或治疗的对象部 位的超声波的三维扫描得到的体数据，生成图像数据，其特征在于，具备扫描控制部，设定包含上述穿刺针对上述对象部位的刺入方向 的第l三维扫描区域和与上述第l三维扫描区域邻接的一个或多个第 2三维扫描区域，对针对上述第1三维扫描区域以及上述第2三维扫 描区域的三维扫描进行控制；体数据生成部，根据通过上述三维扫描 从上述第1三维扫描区域以及上述第2三维扫描区域得到的接收信 号，生成体数据；图像数据生成部，通过对上述体数据进行处理而生 成图像数据；以及显示部，显示上述图像数据，其中，上述扫描控制 部进行用于以比上述第2三维扫描区域高的扫描线密度对上述第l三 维扫描区域进行扫描的控制。


图l是示出本发明的实施方式的超声波图像取得装置的框图。 图2是示出本实施方式的超声波图像取得装置具备的发送接收 部的框图。
图3是示出本实施方式的超声波探测器中的坐标与发送接收方 向的关系的图。
图4是示出本实施方式的治疗对象扫描区域以及穿刺针扫描区 域的图。
图5是示出本实施方式的超声波图像取得装置具备的接收信号 处理部的框图。
图6是示出本实施方式的超声波图像取得装置具备的体数据生 成部以及图像数据生成部的框图。
图7A是示出生成了图像数据的断面的图。
图7B是示出由本实施方式的显示数据生成部生成的显示用数据 的具体例子的图。
图8是示出本实施方式的针对穿刺针扫描区域以及治疗对象扫 描区域的三维扫描的顺序、和体数据的更新定时的时序图。
图9是示出在本实施方式的超声波图像取得装置中以穿刺支援 为目的的图像数据的生成以及图像的显示的步骤的流程图。图10A是示出在本实施方式中设定的治疗对象扫描区域以及穿 刺针扫描区域的变型例的图。
图10B是示出由本实施方式的显示数据生成部生成的显示用数 据的具体例子的图。
图11A是示出本实施方式的针对穿刺针扫描区域以及治疗对象 扫描区域的三维扫描的顺序的变型例的图。
图11B是示出本实施方式的针对穿刺针扫描区域以及治疗对象 扫描区域的三维扫描的顺序的变型例的图。
图12是示出本实施方式的超声波图像取得装置具备的与扇区扫 描(sector scan )对应的超声波探测器中的振动元件的排列的图。
图13是示出穿刺针扫描区域和治疗对象扫描区域中的超声波的 扫描线密度的图。
图14是示出本实施方式的超声波图像取得装置具备的与凸型扫 描(convex scan)对应或与线性对应的超声波探测器中的振动元件的 排列的图。
具体实施例方式
以下，参照附图，对本发明的实施方式的超声波图像取得装置进 行说明。
在以下叙述的本发明的实施方式中，对包含患者的治疗对象部位 的三维区域，首先，以包含沿着超声波探测器中安装的穿刺接头 (adapter)的针导向器(needle guide)刺入的穿刺针的刺入方向的 断面(以下有时称为"穿刺断面")为基础，设定具有规定切片厚度的 穿刺针扫描区域。接下来，在与穿刺断面大致垂直的y方向(法线方 向)上，设定与穿刺针扫描区域邻接的规定切片厚度的治疗对象扫描 区域。然后，根据通过使用了超声波的第l三维扫描取得的穿刺针扫 描区域中的体数据、和表示通过以比第1三维扫描低的体速率(volume rate)进行的第2三维扫描取得的治疗对象扫描区域的体数据，生成 以穿刺支援为目的的图像数据。另外，在以下，对支援使用了穿刺针的治疗(穿刺治疗)的超声 波图像取得装置进行叙述，但也可以是支援使用了穿刺针的检查的超 声波图像取得装置。 (装置的结构)
使用图l至图8对本实施方式的超声波图像取得装置进行说明。 其中，图l是示出超声波图像取得装置的整体结构的框图。另外，图 2、图5以及图6是示出本超声波图像取得装置具备的发送接收部、 接收信号处理部以及体数据生成部/图像数据生成部的具体结构的框 图。
图1所示的本实施方式的超声波图像取得装置100具备超声波探 测器3、发送接收部2、接收信号处理部4和体数据生成部5。超声波 探测器3具备多个振动元件。多个振动元件对包含患者的治疗对象部 位的三维区域发送超声波脉沖(发送超声波)，将从治疗对象部位得 到的超声波反射波(接收超声波)变换为电信号(接收信号)。发送 接收部2向超声波探测器3的振动元件供给用于对三维区域的规定方 向发送超声波脉冲的驱动信号，对从这些振动元件得到的多个通道的 接收信号进行整相相加(phasing addition )。接收信号处理部4通过 对整相相加后的接收信号进行处理，生成B模式数据或彩色多普勒数 据。体数据生成部5通过与超声波的发送接收方向对应地排列通过针 对治疗对象部位的三维扫描得到的B模式数据或彩色多普勒数据，而 生成三维数据(体数据)。
另外，超声波诊断装置100具备图像数据生成部6、显示数据生 成部8、显示部9、穿刺接头10、扫描控制部11、输入部12和系统 控制部13。
图4象数据生成部6才艮据上述体数据生成MPR ( Multi - Planar -Reconstruction,多平面重构)图Y象数据、MIP ( Maximum Intensity Projection,最大强度投影)图像数据等二维图像数据、体绘制图像 数据等三维图像数据。
显示数据生成部8使用上述各种图像数据生成显示用数据。显示部9显示由显示数据生成部8生成的显示用数据。 穿刺接头10为了引导穿刺针15的刺入方向而安装于超声波探测 器3中。
扫描控制部11对该治疗对象部位设定包含穿刺针15的刺入方向 的穿刺针扫描区域和与该穿刺针扫描区域邻接的两个治疗对象扫描 区域，对针对这些扫描区域的超声波的三维扫描进行控制。
输入部12进行患者信息的输入、体数据生成条件的设定、图像 数据生成条件的设定、图像数据显示条件的设定、针对穿刺针扫描区 域以及治疗对象扫描区域的切片厚度的设定、针对体数据的显示断面 的设定、后述的薄层(slab) MPR图像数据或薄层MIP图像数据的 薄层厚度的设定和各种指令信号的输入等。
系统控制部13对超声波图像取得装置100具备的上述各单元总 体地进行控制。
以下，对本实施方式的超声波图像取得装置100具备的各单元的 具体例子进行说明。
图1的超声波探测器3在其前端部具有二维地排列的未图示的N 个振动元件，这些振动元件分别经由N通道的多芯电缆与发送接收部 2的输入输出端子连接。振动元件是电声变换元件，具有在超声波的 发送时将电脉沖(驱动信号)变换为超声波脉冲(发送超声波)，在 超声波的接收时将超声波反射波(接收超声波)变换为电的接收信号 的功能。另外，穿刺接头10例如安装于超声波探测器3的侧面。穿 刺接头10具备对穿刺针15针对治疗对象部位的刺入方向进行引导的 未图示的针导向器。即，通过沿着适合于穿刺治疗的穿刺接头10的 针导向器刺入穿刺针15，可以容易地设定包含该穿刺针15的剌入方 向的穿刺针扫描区域。
另夕卜，对于超声波探测器3，有与扇区扫描对应的超声波探测器、 与线性扫描对应的超声波探测器以及与凸型扫描对应的超声波探测 器等。操作者可以根据诊断部位选择任意的超声波探测器。在本实施 方式中，对使用了 二维地配列有N个振动元件的扇区扫描用的超声波探测器3的情况进行叙述。
接下来，图2所示的发送接收部2具备发送部21和接收部22。 发送部21向设置于超声波探测器3中的N个振动元件供给用于对患 者发射发送超声波的驱动信号。接收部22对从振动元件得到的N通 道的接收信号进行整相相加(与相位对应地相加)。
发送部21具备速率脉沖(rate pulse )发生器211、发送延迟电 路212和驱动电路213。速率脉冲发生器211通过对从系统控制部13 供给的基准信号进行分频，而生成用于决定发送超声波的反复周期的 速率脉冲。发送延迟电路212具备N通道的独立的延迟电路。发送延 迟电路212为了在发送中得到细的波束宽度，而向上述速率脉冲提供 用于将发送超声波会聚到规定的深度的延迟时间(会聚用延迟时间) 和用于向规定的发送接收方向(ep、 (pq)发射发送超声波的延迟时间 (偏转用延迟时间)。然后，N通道的独立的驱动电路213根据上述 速率脉冲，生成用于驱动内置于超声波探测器3中的N个振动元件的 驱动脉冲。
另一方面，接收器22具备具有N通道的前置放大器221、 A/D 变换器222以及接收延迟电路223和加法器224。前置放大器221通 过对利用上述振动元件变换为电信号的微小的接收信号进行放大而 确保充分的S/N。在该前置放大器221中放大的N通道的接收信号通 过A/D变换器222变换为数字信号。
接收延迟电路223对从A/D变换器222输出的N通道的接收信 号分别提供用于会聚来自规定深度的超声波反射波的会聚用延迟时 间和用于对规定的发送接收方向(ep、 (pq)设定强的接收指向性的偏 转用延迟时间。加法器224对从这些接收延迟电压223供给的接收信 号进行加法计算而进行合成。即，通过接收延迟电路223和加法器224， 从规定方向得到的接收信号被整相相加。
图3示出针对将超声波探测器3的中心轴设为z轴的正交坐标系 (x-y-z)的超声波的发送接收方向(ep、 (pq)的关系。例如，在 x轴方向以及y轴方向上二维地排列了 N个振动元件的情况下，角度0p表示向x-z平面投影的发送接收方向，角度cpq表示向y-z平面 投影的发送接收方向。于是，利用从扫描控制部11供给的扫描控制 信号，对发送部21的发送延迟电路212和接收部22的接收延迟电路 223中的延迟时间进行控制，以不同的频率反复进行针对各穿刺针扫 描区域以及治疗对象扫描区域的三维扫描。
接下来，使用图4说明对该患者的三维区域设定的穿刺针扫描区 域以及治疗对象扫描区域。
在该情况下，对包含治疗对象部位150的三维区域，首先，将包 含沿着未图示的针导向器刺入的穿刺针15的刺入方向的切片厚度dl 的区域设定为穿刺针扫描区域R1。接下来，在与穿刺针扫描区域R1 的中心断面(薄层(slab)断面)大致垂直的y方向上，设定与穿刺 针扫描区域R1邻接的具有切片厚度d2的两个治疗对象扫描区域R2 (治疗对象扫描区域R21以及R22)。
具体而言，在通过针对穿刺针扫描区域R1的三维扫描而取得的 图像数据(例如后述的二维图像数据、三维图像数据)的观察下，在 患者的体表面上调整超声波探测器3的位置、方向，以使治疗对象部 位150的穿刺位置与穿刺针15的插入方向一致。通过这些调整，设 定针对治疗对象部位150的穿刺针扫描区域R1。
然后，在上述针对穿刺针扫描区域Rl和治疗对象扫描区域R2 的三维扫描时，在对治疗对象部位150插入了穿刺针15的穿剌针扫 描区域R1中，以比治疗对象扫描区域R2高的体速率(时间分辨率) 进行三维扫描。
接下来，图5所示的接收信号处理部4具备B模式数据生成部 41、多普勒信号检测部42和彩色多普勒数据生成部43。 B模式数据 生成部41通过对从接收部22的加法器224输出的接收信号进行信号 处理，生成B模式数据。多普勒信号检测部42通过对上述接收信号 进行正交检波(quadrature detection)而检测多普勒信号。彩色多普 勒数据生成部43根据所检测出的多普勒信号，生成反映了血管内的 血流信息的彩色多普勒数据。B模式数据生成部41具备包络线检波器411和对数变换器412。 包络线检波器411对从接收部22的加法器224供给的整相相加后的 接收信号的包络线进行检波。对数变换器412通过对检波出包络线后 的接收信号进行对数变换，生成B模式数据。但是，也可以切换顺序 而构成包络线检波器411和对数变换器412。
多普勒信号检测部42具备tt/2移相器421、混频器422 - 1以及 422 - 2、 LPF ( j氐通滤波器，Low Pass Filter) 423 - 1以及423 - 2。 多普勒信号检测部42通过对从接收部22的加法器224供给的接收信 号进行正交检波，从而检测多普勒信号。
彩色多普勒数据生成部43具备多普勒信号存储电路431、 MTI 滤波器432和自相关运算器433。多普勒信号存储电路431临时保存 由多普勒信号检测部42检测出的多普勒信号。MTI滤波器432排除 该多普勒信号中包含的由生物体组织等的移动引起的多普勒信号分 量(杂波分量)，而抽取血流引起的多普勒信号分量。自相关运算器 433对所抽取的多普勒信号分量进行自相关运算，使用根据该运算结 果得到的特性值(例如血流的平均速度值、分散值、能量(power) 值)，生成彩色多普勒数据。
接下来，使用图6对图1所示的体数据生成部5以及图像数据生 成部6的具体结构进行说明。体数据生成部5如图6所示具备B模式 数据存储部51、彩色多普勒数据存储部52、内插处理部53以及体数 据存储部54。
在B模式数据存储部51中，将超声波的发送接收方向作为附加 信息而保存接收信号处理部4的B模式数据生成部41根据通过针对 该患者的穿刺针扫描区域Rl和治疗对象扫描区域R2的三维扫描而 得到的接收信号生成的B模式数据。同样地，在彩色多普勒数据存储 部52中，将上述发送接收方向作为附加信息而保存接收信号处理部4 的彩色多普勒数据生成部43根据上述接收信号生成的彩色多普勒数 据。
另一方面，内插处理部53通过与发送接收方向对应地排列从B模式数据存储部51中读出的多个B模式数据，形成穿刺针扫描区域 R1和治疗对象扫描区域R2中的三维B模式数据。而且，内插处理部 53通过对构成这些三维B模式数据的不等间隔的体素(voxel)进行 内插处理，生成具有各向同性的体素的B模式体数据。
同样地，内插处理部53通过与发送接收方向对应地排列从彩色 多普勒数据存储部52中读出的多个彩色多普勒数据，形成穿刺针扫 描区域R1和治疗对象扫描区域R2中的三维彩色多普勒数据。而且， 内插处理部53通过对该三维彩色多普勒数据进行内插处理，生成多 普勒模式体数据。然后，在穿刺针扫描区域Rl以及治疗对象扫描区
域R2中分别得到的这些体数据被临时保存到体数据存储部54中。
另外，在本实施方式中，以不同的频率分别反复进行针对穿刺针 扫描区域Rl以及治疗对象扫描区域R2的三维扫描。利用此时取得 的最新的体数据，更新已经取得的同一扫描区域中的旧的体数据。在 后面对该更新进4于详细4又述。
图像数据生成部6具备二维图像数据生成部61和三维图像数据 生成部62。另外，二维图像数据生成部61具备MPR图像数据生成 部611和MIP图像数据生成部612。
而且，MPR图像数据生成部611根据从体数据生成部5的体数 据存储部54供给的穿刺针扫描区域R1以及治疗对象扫描区域R2中 的体数据、和利用输入部12设定的显示断面信息，进行两种显示图 像即MPR图像数据或薄层MPR图像数据的生成。
在该情况下，MPR图像数据是通过对所设定的显示断面上的体 素值或附近的体素值进行内插而生成的图像数据，且是将其厚度视为 零的图像数据。另外，薄层MPR图像数据是对上述MPR图像数据 设定了规定的厚度(薄层厚度)，且将在穿刺针扫描区域Rl和治疗 对象扫描区域R2中的体数据中设定的显示断面作为中心，并根据该 显示断面的法线方向上所处的上述薄层厚度内的多个体素值的平均 值生成的图像数据。
另一方面，MIP图像数椐生成部612根据穿刺针扫描区域R1以及治疗对象扫描区域R2、和输入部12设定的显示断面信息，生成薄 层MIP图像数据。在该情况下，薄层MIP图像数据是将在穿刺针扫 描区域Rl和治疗对象扫描区域R2中的体数据中设定的显示断面作 为中心，并根据该显示断面的法线方向上所处的上述薄层厚度内的多 个体素值的最大值生成的图像数据。
三维图像数据生成部62具备不透明度/色调设定部621和绘制处 理部622。不透明度/色调设定部621根据从体数据生成部5的体数据 存储部54供给的穿刺针扫描区域R1和治疗对象扫描区域R2中的体 数据的体素值，设定不透明度和色调等。
另一方面，绘制处理部622通过根据不透明度/色调设定部621 设定的不透明度和色调等的信息，对上述体数据进行绘制处理，从而 生成体绘制图像数据、表面绘制图像数据等三维图像数据。然后，在 二维图像数据生成部61中生成的MPR图像数据、薄层MPR图像数 据以及薄层MIP图像数据等二维图像数据、在三维图像数据生成部 62中生成的三维图像数据被保存到图像数据存储部63中。
返回到图1，对显示数据生成部8进行说明。显示数据生成部8 通过对由图像数据生成部6的二维图像数据生成部61生成的薄层 MPR图像数据(或者薄层MIP图像数据)以及MPR图像数据、和 由三维图像数据生成部62生成的三维图像数据，进行基于规定显示 格式的坐标变换和合成，而且重叠患者信息等附加信息，而生成显示 用数据。另一方面，显示部9具备未图示的变换电路和监视器。变换
视格式变换后显示在上述监视器上。
图7A以及图7B是用于说明由显示数据生成部8生成并在显示 部9中显示的显示用数据的具体例子的图。其中，此处将作为具体例 子而显示的二维图像数据设为MPR图像数据。图7A例如示出生成 了与y方向大致垂直的MPR图像数据的穿刺针扫描区域Rl的显示 断面ml、生成了与z方向大致垂直的MPR图像数据的穿刺针扫描区 域R1以及治疗对象扫描区域R2的显示断面2、生成了与x方向大致垂直的MPR图像数据的穿刺针扫描区域Rl以及治疗对象扫描区域 R2的显示断面m3。
另一方面，在图7B所示的区域(b-1)中，示出图像数据生成 部6的二维图像数据生成部61针对图7A所示的显示断面ml生成的 薄层MPR图像数据D1。另外，在区域(b-2)中，示出二维图像数 据生成部61针对显示断面m2生成的MPR图《象数据D2。另外，在 区域(b-3)中，示出二维图像数据生成部61针对显示断面m3生成 的MPR图像数据D3。另外，在区域(b-4)中，示出三维图像数据 生成部62根据穿刺针扫描区域Rl和治疗对象扫描区域R2中的体数 据生成的三维图像数据D4。在区域(b-l)中示出的MPR图像数据 Dl中，重叠了表示利用输入部12设定的MPR图像数据D2的断面 位置的光标Ka、和表示MPR图像数据D3的断面位置的光标Kb。 然后，显示数据生成部8通过根据规定显示格式合成MPR图像数据 Dl、 MPR图像数据D2、 MPR图像数据D3以及三维图像数据D4， 而生成显示用数据。
即，观察显示在显示部9上的显示用数据中的MPR图像数据 Dl的操作者通过对输入部12具备的后述的显示断面设定部122进行 操作，使重叠在MPR图像数据Dl上的光标Ka和光标Kb移动到期 望的位置，从而设定MPR图像数据的位置(MPR断面)。然后，利 用光标Ka设定的显示断面m2中的MPR图像数据D2和利用光标 Kb设定的显示断面m3中的MPR图像数据D3分别显示在图7B所 示的区域(b-2)以及区域(b-3)中。
另夕卜，在图7A以及图7B中，对使用了根据穿刺针扫描区域R1 中的体数据生成的与y方向大致垂直的MPR图像数据的显示断面的 设定方法进行了叙述，但也可以代替MPR图像数据而使用薄层MPR 图像数据或薄层MIP图像数据来进行MPR断面的设定。
另一方面，图l所示的扫描控制部ll根据在输入部12中设定的 穿刺针扫描区域R1的切片厚度d 1和治疗对象扫描区域R2的切片厚 度d2，对该治疗对象部位150设定穿刺针扫描区域R1和治疗对象扫描区域R2 (参照图4)，进行用于按照规定的顺序反复针对这些扫描 区域的三维扫描的控制。
接下来，使用图8对在扫描控制部11的控制下进行的针对穿刺 针扫描区域Rl以及治疗对象扫描区域R2的三维扫描的具体例子进 行说明。
图8是示出针对穿刺针扫描区域Rl和两个治疗对象扫描区域 R2 (即治疗对象扫描区域R21以及R22)的三维扫描的顺序、和与这 些三维扫描相伴的体数据的更新定时的时序图。图中的记号V表示治 疗对象扫描区域R2中的体数据的更新定时。记号T表示穿刺针扫描 区域R1中的体数据的更新定时。
例如，在期间(tlO-tll)中，依次进行针对治疗对象扫描区域 R21、穿刺针扫描区域Rl以及治疗对象扫描区域R22的三维扫描。 然后，根据此时得到的接收信号，进行各个扫描区域中的体数据的生 成(更新)，而且使用该体数据进行二维图像数据以及三维图像数据 的生成和显示(参照图7)。
接下来，在期间(til-t12)中进行针对穿刺针扫描区域Rl的 三维扫描，使用此时得到的体数据，更新在期间(tlO-tll)中取得 的穿刺针扫描区域Rl中的体数据。然后，通过同样的步骤进行使用 了在期间(tlO-tll)中取得的治疗对象扫描区域R21以及R22中的 体数据和在期间(tll-tl2)中更新的穿刺针扫描区域R1中的体数据 的二维图像数据以及三维图像数据的生成和显示。
同样地，通过期间(tl2-U3)、期间(tl3-t14)以及期间(tl4 -t20)中的针对穿刺针扫描区域R1的三维扫描，依次更新该穿刺针 扫描区域R1中的体数据。然后，反复进行使用了在期间(tlO-tll) 中取得的治疗对象扫描区域R21以及R22中的体数据和在上述各期 间更新的穿刺针扫描区域Rl中的体数据的二维图像数据以及三维图 像数据的生成和显示。
然后，在期间(t20-t30)、期间(t30-t40)…中也按照同样 的步骤反复期间(tl0-t20)中的上述三维扫描和图像数据的生成以及显示。通过进行这样的扫描方法，以比治疗对象扫描区域R2高的 频率(帧速率(frame rate))更新穿刺针扫描区域R1中的体数据。 因此，可以以良好的时间分辨率观察向治疗对象部位150刺入的穿刺 针15的状态。
接下来，图1所示的输入部12是具备显示面板、键盘、各种开 关、选择按钮、鼠标等输入设备的交互性的接口。输入部12具备切 片厚度设定部121和显示断面设定部122。切片厚度设定部121设定 穿刺针扫描区域R1的切片厚度d 1和治疗对象扫描区域R2的切片厚 度d2。显示断面设定部122对MPR图像数据、薄层MPR图像数据、 或薄层MIP图像数据设定显示断面。而且，使用上述显示面板、输 入设备，进行患者信息的输入、体数据生成条件的设定、图像数据生 成条件的设定、图像数据显示条件的设定以及各种指令信号的输入 等。
系统控制部13具备未图示的CPU ( Central Processing Unit,中 央处理单元)和存储电路。在存储电路中，保存有利用输入部12的 各单元输入/设定的上述各种信息。于是，上述CPU根据上述输入信 息以及设定信息，对超声波图像取得装置100的各单元进行控制，而 进行图像数据的生成和显示。
(图像数据的生成/显示步骤)
接下来，参照图9所示的流程图和已经示出的图8的时序图，对 本实施方式中的以穿刺支援为目的的图像数据的生成/显示步骤进行 说明。另外，在此也对作为穿刺针扫描区域Rl的显示断面ml中的 二维图像数据生成MPR图像数据的情况进行叙述，但也可以生成薄 层MPR图像数据、通常的薄层MIP图像数据。
在以穿刺支援为目的的图像数据的生成之前，超声波图像取得装 置100的操作者在输入部12中进行了患者信息的输入、体数据生成 条件的设定、图像数据生成条件的设定、图像数据显示条件的设定、 穿刺针扫描区域Rl的切片厚度dl的设定、以及治疗对象扫描区域 R2的切片厚度d2的设定等之后，将超声波探测器3配置到患者的体表面上，并输入以扫描区域以及显示断面的设定为目的的第一图像数
据生成开始指令(图9的步骤Sl)。
经由系统控制部13接收到第一图像数据生成开始指令的扫描控 制部11设定包含穿刺针15的刺入方向的具有切片厚度dl的穿刺针 扫描区域R1和与该穿刺针扫描区域R1邻接的具有切片厚度d 2的两 个治疗对象扫描区域R2 (治疗对象扫描区域R21以及R22)(参照 图4 )。而且，扫描控制部11对发送接收部2的发送延迟电路212和 接收延迟电路223中的延迟时间进行控制，而开始针对穿刺针扫描区 域R1的三维扫描。
另一方面，操作者在通过针对穿刺针扫描区域R1的三维扫描而 生成的MPR图像数据的观察下，在患者的体表面上调整超声波探测 器3的位置、方向。通过在上述MPR图像数据上重叠显示的表示穿 刺针15的刺入方向的穿刺标记与治疗对象部位150的刺入位置一致 的状态下，固定超声波探测器3的位置、方向，而对该治疗对象部位 150设定上述穿刺针扫描区域R1和治疗对象扫描区域R2 (图9的步 骤S2)。
而且，操作者通过使用输入部12的显示断面设定部122，使重 叠显示在上述MPR图像数据上的光标Ka和光标Kb移动到期望位置 (参照图7)，而对治疗对象部位150设定显示断面m2和显示断面 m3 (图9的步骤S3)。
如果针对治疗对象部位150的穿刺针扫描区域R1以及治疗对象 扫描区域R2的设定和显示断面m2以及m3的设定结束，则操作者在 输入部12中输入以治疗支援为目的的第二图像数据生成开始指令。 经由系统控制部13接收到第二图像数据生成开始指令的扫描控制部 11对发送接收部2的发送延迟电路212和接收延迟电路223中的延迟 时间进行控制。例如，扫描控制部11在图8的期间(tlO-tll)中依 次进行针对治疗对象扫描区域R21、穿刺针扫描区域R1以及治疗对 象扫描区域R22的三维扫描(图9的步骤S4)。
另 一方面，体数据生成部5根据通过上述三维扫描得到的接收信号，生成穿刺针扫描区域R1和治疗对象扫描区域R2中的体数据(图 9的步骤S5)。
图像数据生成部6通过对这些体数据进行处理，生成穿刺针扫描 区域R1的显示断面ml中的MPR图像数据Dl、穿刺针扫描区域R1 以及治疗对象扫描区域R2中设定的显示断面m2中的MPR图像数据 D2、穿刺针扫描区域R1以及治疗对象扫描区域R2中设定的显示断 面m3中的MPR图像数据D3、穿刺针扫描区域Rl以及治疗对象扫 描区域R2中的三维图像数据D4 (图9的步骤S6)。
接下来，显示数据生成部8使用这些图像数据生成显示用数据， 并显示在显示部9的监视器上(图9的步骤S7)。
接下来，扫描控制部11在期间(tll-tl2)中，对发送延迟电 路212和接收延迟电路223中的延迟时间进行控制，而进行针对穿刺 针扫描区域R1的三维扫描(图9的步骤S8),使用此时新得到的体 数据，更新在期间(t10-tll)中取得的穿刺针扫描区域R1中的体数 据(图9的步骤S5)。
然后，通过同样的步骤进行使用了在期间(tlO-tll)中取得的 治疗对象扫描区域R2中的体数据和在期间(tll-tl2)中更新的穿刺 针扫描区域Rl中的体数据的二维图像数据以及三维图像数据的生成 和显示(图9的步骤S6以及步骤S7)。
同样地，通过期间(tl2-tl3)、期间(tl3-tl4)、期间(tl4 -t20)中的穿刺针扫描区域R1的三维扫描，依次更新该穿刺针扫描 区域R1中的体数据。然后，进行使用了在期间(tlO-tll)中取得的 治疗对象扫描区域R2中的体数据和在上述各期间中更新的穿刺针扫 描区域Rl中的体数据的二维图像数据以及三维图像数据的生成和显 示(图9的步骤S5至步骤S8)。
而且，在期间(t20-t30)、期间(t30-t40)…中也反复进行 与期间(tl0-t20)同样的三维扫描和图像数据的生成以及显示(图 9的步骤S4至步骤S8)。
根据以上叙述的本发明的实施方式，可以在通过超声波的三维扫描得到的图像数据的观察下，针对该患者刺入穿刺针时，大致同时观 察治疗对象扫描区域中的图像数据和时间分辨率比该图像数据高的 穿刺针扫描区域中的图像数据。因此，针对治疗对象部位的穿刺针的 正确刺入变得容易，穿刺治疗中的安全性、效率提高，针对操作者、 患者的负担减轻。
特别，大致同时显示根据通过三维扫描取得的体数据生成的期望
断面中的MPR图像数据、薄层MPR图像数据、或薄层MIP图像数 据、三维图像数据，而且以高的体速率更新这些图像数据中的穿刺针 扫描区域的信息，所以可以更正确地捕捉向治疗对象部位刺入的穿刺 针的状态。
以上，对本发明的实施方式进行了叙述，但本发明不限于上述实 施方式，而可以进行变形而实施。例如，在上述实施方式中，叙述了 如图4所示，将包含穿刺针15的刺入方向的断面作为穿刺断面Sb， 以该穿刺断面Sb为基准而设定具有规定的切片厚度的穿刺针扫描区 域R1以及治疗对象扫描区域R2的情况。除此以外，也可以如图10A 所示，以与穿刺针15的刺入方向大致垂直的断面为基准而设定穿刺 针扫描区域R1，并设定在刺入方向上与穿刺针扫描区域R1邻接的两 个治疗对象扫描区域R2。在该情况下，在图10B的区域(b-1)中 示出的薄层MPR图像数据或薄层MIP图像数据中，向治疗对象部位 150刺入的穿刺针15的位置被显示为点。因此，可以更正确地掌握针 对治疗对象部位150的刺入位置。
另外，针对穿刺针扫描区域R1以及治疗对象扫描区域R2的三 维扫描并不限于图8所示的方法，例如也可以是图11A以及图11B 所示那样的方法。例如如图IIA所示，对治疗对象扫描区域R2 (治 疗对象扫描区域R21以及R22)进行了一次扫描之后，对穿刺针扫描 区域Rl进行多次扫描，接下来对治疗对象扫描区域R2和穿刺针扫 描区域Rl进行扫描。这样，通过使针对穿刺针扫描区域Rl的扫描 的频率大于针对治疗对象扫描区域R2的扫描的频率，可以以更高的 体速率对穿刺针扫描区域Rl进行扫描。由此，可以生成时间分辨率良好的穿刺针扫描区域R1中的图像数据。
另外，如图11B所示，按照治疗对象扫描区域R21、穿刺针扫 描区域R1、治疗对象扫描区域R22、穿刺针扫描区域R1、…的顺序， 对治疗对象扫描区域R21 (或治疗对象扫描区域R22)和穿刺针扫描 区域R1交替进行扫描。特别，根据图11B所示的方法，虽然无法大 幅提高体速率，但以相等的时间间隔进行穿刺针扫描区域Rl中的三
维扫描。因此，可以利用通过该三维扫描取得的二维图像数据、三维 图像数据来观察表示平滑的动作的穿刺针15。
另外，在上述实施方式中，未特别提到穿刺针扫描区域R1和治 疗对象扫描区域R2中的扫描线密度，但如已经叙述的那样，本发明 的目的在于正确地捕捉向治疗对象部位150刺入的穿刺针15的状态。 即，对显示出穿刺针15的穿刺针扫描区域R1，要求时间分辨率和空 间分辨率良好的二维图像数据、三维图像数据。因此，在扫描控制部 11中，要求用于以比治疗对象扫描区域R2高的扫描线密度和体速率 对穿刺针扫描区域Rl进行三维扫描的控制。另外，上述的扫描线密 度与体速率(即时间分辨率) 一般处于矛盾关系，但通过将穿刺针扫 描区域Rl设定得较窄，可以容易地实现针对同时满足了这些要求的 治疗对象部位150的三维扫描。
作为一个例子，参照图12和图13对将与扇区扫描对应的超声波 探测器用作超声波探测器3时的空间分辨率的设定例子进行说明。在 图12的俯视图中，示出了与扇区扫描对应的超声波探测器3中的振 动元件31的排列。例如，在与扇区扫描对应的超声波探测器3中， 具有同一形状以及同一大小的多个振动元件31在x-y平面中，以一 定的间隔二维地排列。
在使用该与扇区扫描对应的超声波探测器3的情况下，扫描控制 部ll通过控制发送接收部2，以比治疗对象扫描区域R2高的扫描线 密度对穿刺针扫描区域R1进行三维扫描。例如如图13所示，扫描控 制部ll使穿刺针扫描区域Rl中的扫描线S的密度(针对每单位体积 的扫描线S的数量)高于治疗对象扫描区域R2 (治疗对象扫描区域R21以及R22)中的扫描线S的密度，而对穿刺针扫描区域Rl和治 疗对象扫描区域R2进行三维扫描。通过这样提高穿刺针扫描区域Rl 中的扫描线S的密度来进行三维扫描，可以生成空间分辨率良好的二 维图像数据和三维图像数据等。
另外，如上所述，以按照图8、图IIA或图IIB所示的时序图 的定时，执行针对穿刺针扫描区域Rl以及治疗对象扫描区域R2的 三维扫描和体数据的更新。这样，通过按照图8等所示的时序图执行 三维扫描和体数据的更新，并且使穿刺针扫描区域R1中的扫描线密 度高于治疗对象扫描区域R2而进行三维扫描，可以生成时间分辨率 和空间分辨率良好的穿刺针扫描区域Rl中的二维图像数据、三维图 像数据。
另外，在将与凸型扫描对应或与线性扫描对应的超声波探测器用 作超声波探测器3的情况下，通过振动元件的排列，提高穿刺针扫描 区域R1中的空间分辨率。图14示出该振动元件的排列的一个例子。 在图14的俯视图中，示出与凸型扫描或与线性扫描对应的超声波探 测器3中的振动元件31的排列。例如，使与穿刺针扫描区域R1对应 的位置处的振动元件31的密度(针对每单位面积的振动元件31的数 量)高于与治疗对象扫描区域R2 (治疗对象扫描区域R21以及R22) 对应的位置处的振动元件31的密度(针对每单位面积的振动元件31 的数量)，而在二维x-y平面中二维地排列振动元件31。作为一个 例子，在x-y平面中排列的多个振动元件31中，使与穿刺针扫描区 域R1对应的中央位置处的振动元件31的密度高于与和穿刺针扫描区 域R1邻接的两个治疗对象扫描区域R21以及R22对应的位置处的振 动元件31的密度，而排列多个振动元件31。另外，在图14所示的例 子中，使与穿刺针扫描区域Rl对应的位置处的振动元件31的大小小 于与治疗对象扫描区域R2对应的位置处的振动元件31的大小，而排 列多个振动元件31。
通过使用图14所示的与凸型扫描对应或与线性扫描对应的超声 波探测器3，在振动元件31排列的密度高的穿刺针扫描区域R1中，可以生成空间分辨率比治疗对象扫描区域R2还高的二维图像数据、 三维图像数据。另外，在使用了与凸型扫描对应或与线性扫描对应的超声波探测 器3的情况下，也如上所述以按照图8、图IIA或图IIB所示的时序 图的定时，进行三维扫描和体数据的更新。这样，通过按照图8等所 示的时序图执行三维扫描和体数据的更新，并且提高与穿刺针扫描区 域R1对应的位置处的振动元件31的密度而进行三维扫描，可以生成 时间分辨率和空间分辨率良好的穿刺针扫描区域Rl中的二维图像数 据、三维图像数据。另外，在图14所示的例子中，提高了二维地排列的多个振动元 件31中的中央区域中的振动元件31的密度(针对每单位面积的振动 元件31的数量)，但也可以与穿刺针扫描区域R1的位置对应地改变 振动元件31的密度高的区域。例如，也可以提高二维地排列的多个 振动元件31中的端部附近的区域中的振动元件31的密度。另外，在 如图14所示提高了中央区域中的振动元件31的密度的情况下，也可 以使超声波束偏转而进行发送接收，从而可以针对相对超声波探测器 3具有角度的区域，生成空间分辨率良好的图像数据。另外，在上述实施方式中，叙述了设定穿刺针扫描区域Rl、和 与该穿刺针扫描区域Rl邻接的两个治疗对象扫描区域R21以及R22 的情况。除此以外，治疗对象扫描区域也可以是其中的某一个，并且 治疗对象扫描区域R21以及R22也可以具有不同的切片厚度。而且， 叙述了在输入部12的切片厚度设定部121中设定穿刺针扫描区域R1 的切片厚度和治疗对象扫描区域R21以及R22的切片厚度的情况， 但也可以使用在系统控制部13的存储电路等中预先保管的切片厚度 的数据。另外，叙述了使用B模式数据和彩色多普勒数据来生成体数据 的情况，但也可以使用其中某一个或其他超声波数据来生成体数据。 而且，叙述了支援穿刺治疗的超声波诊断，但也可以是支援使用了穿 刺针15的检查的超声波图像取得装置。另夕卜，在图7中，叙述了使用MPR图像数据的显示断面的设定， 但也可以代替MPR图像数据而使用薄层MPR图像数据、薄层MIP 图像数据来进行显示断面的设定。另外，在图1中，叙述了穿刺针被安装在穿刺接头中的情况，但 即使在穿刺针未被安装于穿刺接头中的情况下，也可以在无针导向器 的状态下一边观察穿刺针的图像一边运用本方案。另外，在图6所示 的内插处理部53中，将不等间隔的体素内插于各向同性的体素中， 但也可以在图像数据生成部6的二维图像数据生成部61或三维图像 数据生成部62中进行该处理。
权利要求
1.一种超声波图像取得装置，该超声波图像取得装置根据通过针对使用了穿刺针的检查或治疗的对象部位的超声波的三维扫描得到的体数据，生成图像数据，其特征在于，具备扫描控制部，设定包含上述穿刺针对上述对象部位的刺入方向的第1三维扫描区域和与上述第1三维扫描区域邻接的一个或多个第2三维扫描区域，对针对上述第1三维扫描区域以及上述第2三维扫描区域的三维扫描进行控制；体数据生成部，根据通过上述三维扫描从上述第1三维扫描区域以及上述第2三维扫描区域得到的接收信号，生成体数据；图像数据生成部，通过对上述体数据进行处理而生成图像数据；以及显示部，显示上述图像数据，其中，上述扫描控制部进行用于以比上述第2三维扫描区域高的体速率对上述第1三维扫描区域进行三维扫描的控制。
2. —种超声波图像取得装置，该超声波图像取得装置根据通过 针对使用了穿刺针的检查或治疗的对象部位的超声波的三维扫描得 到的体数据，生成图像数据，其特征在于，具备扫描控制部，设定包含上述穿刺针对上述对象部位的刺入方向的 第1三维扫描区域和与上述第1三维扫描区域邻接的一个或多个第2 三维扫描区域，对针对上述第l三维扫描区域以及上述第2三维扫描 区域的三维扫描进行控制；体数据生成部，根据通过上述三维扫描从上述第l三维扫描区域 以及上述第2三维扫描区域得到的接收信号，生成体数椐；图像数据生成部，通过对上述体数据进行处理而生成图像数据；以及显示部，显示上述图像数据，其中，上述扫描控制部进行用于以比上述第2三维扫描区域高的扫描线密度对上述第1三维扫描区域进行扫描的控制。
3. 根据权利要求l所述的超声波图像取得装置，其特征在于， 上述扫描控制部以比上述第2三维扫描区域高的体速率，进行用于对上述第1三维扫描区域进行三维扫描的控制，并且以比上述第2 三维扫描区域高的扫描线密度，进行用于对上述第l三维扫描区域进 行扫描的控制。
4. 根据权利要求l所述的超声波图像取得装置，其特征在于，基准的规定切片厚;的穿刺针扫描区域设定为上述第e 1、三维扫描区 域，将在上述穿刺断面的法线方向上与上述穿刺针扫描区域邻接的规 定切片厚度的治疗对象扫描区域设定为上述第2三维扫描区域。
5. 根据权利要求l所述的超声波图像取得装置，其特征在于， 上述图像数据生成部通过对在上述第1三维扫描区域中取得的体数据、或在上述第l三维扫描区域和上述第2三维扫描区域中取得 的体数据进行处理，生成MPR图像数据、薄层MPR图像数据、薄 层MIP图像数据以及三维图像数据中的至少某一个。
6. 根据权利要求5所述的超声波图像取得装置，其特征在于， 上述图像数据生成部通过针对包含上述穿刺针的刺入方向的穿刺断面的法线方向计算在上述第l三维扫描区域中取得的上述体数据 的平均体素值，生成上述薄层MPR图像数据。
7. 根据权利要求5所述的超声波图像取得装置，其特征在于， 上述图像数据生成部通过针对包含上述穿刺针的刺入方向的穿刺断面的法线方向抽取在上述第l三维扫描区域中取得的上述体数据 的最大体素值，生成上述薄层MIP图像数椐。
8. 根据权利要求5所述的超声波图像取得装置，其特征在于， 上述图像数据生成部合成在上述第1三维扫描区域中取得的体数据和在上述第2三维扫描区域中取得的体数据，上述图像数据生成 部通过对上述合成的体数据进行绘制处理而生成上述三维图像数据。
9. 根据权利要求5所述的超声波图像取得装置，其特征在于，上述图像数据生成部合成在上述第1三维扫描区域中取得的体数据和在上述第2三维扫描区域中取得的体数据，上述图像数据生成MPR图像数据。
10. 根据权利要求9所述的超声波图像取得装置，其特征在于， 还具备使用上迷薄层MPR图像数据或上述薄层MIP图像数据对上述合成的体数据设定显示断面的显示断面设定部，上述图像数据生成部抽取上述合成的体数据的上述显示断面中 的体素值而生成上述MPR图像数据。
11. 根据权利要求IO所述的超声波图像取得装置，其特征在于， 上述显示断面设定部设定与包含上述穿刺针的刺入方向的薄层断面正交的一个或多个上述MPR断面。
全文摘要
本发明提供一种超声波图像取得装置。对包含患者的治疗对象部位的三维区域，以包含穿刺针的刺入方向的断面(穿刺断面)为基准，设定具有切片厚度(d1)的穿刺针扫描区域(R1)。接下来，在与穿刺断面大致垂直的y方向上，设定与穿刺针扫描区域(R1)邻接的具有切片厚度(d2)的两个治疗对象扫描区域(R2)(R21以及R22)。然后，根据通过使用了超声波的第1三维扫描取得的穿刺针扫描区域(R1)中的体数据和通过以比第1三维扫描低的体速率进行的第2三维扫描取得的治疗对象扫描区域(R2)中的体数据，进行以穿刺支援为目的的图像数据的生成。
文档编号A61B8/00GK101601590SQ200910137898
公开日2009年12月16日 申请日期2009年5月6日 优先权日2008年6月9日
发明者山形仁 申请人:株式会社东芝;东芝医疗系统株式会社