專利名稱：超聲波圖像取得裝置的制作方法
技術領域：
本發(fā)明涉及生成用于支援使用了穿刺針的治療、檢查的圖像數(shù)據(jù) 的超聲波圖像取得裝置。
背景技術：
作為三大疾病之一的癌疾病的死亡率逐年增加，從而強烈期望針 對該癌疾病的早期診斷以及治療。例如，肝癌的比例在癌疾病中占據(jù)
大約10%，并且其數(shù)量有增加的傾向。另一方面，超聲波圖像取得裝 置、MRI裝置以及X射線CT裝置等醫(yī)用圖像診斷裝置的技術進步顯 著，醫(yī)用圖像診斷裝置在以上述肝癌為首的各種癌疾病的早期發(fā)現(xiàn)中 變得不可或缺。
特別，利用組合了高速旋轉(zhuǎn)螺旋掃描(helical scan )和64列等 多列檢測器的X射線CT裝置的三維攝像法得到了實用化。另外，由 于傾斜磁場系統(tǒng)、高頻磁場系統(tǒng)以及RF線圏系統(tǒng)的性能提高，利用 可以高速攝像的MRI裝置的三維攝像法得到了實用化。通過觀察根 據(jù)這些三維攝像法得到的體繪制(volume rendering)圖像數(shù)據(jù)等， 其診斷能力比以往的二維攝像法顯著提高。
另 一方面，超聲波圖像取得裝置可以通過僅使超聲波探測器接觸 到體表面的簡單的操作，來實現(xiàn)基于二維圖像數(shù)據(jù)的實時觀測。而且， 開發(fā)出了通過使用一維地排列了振動元件的超聲波探測器，并使振動 元件機械地搖動，而實時地取得三維的B模式圖像數(shù)據(jù)、彩色多普勒 (color Doppler )圖像數(shù)據(jù)的方法。另外，開發(fā)出了利用二維地排列 了振動元件的所謂二維陣列探測器來實時地取得三維的B模式圖像 數(shù)據(jù)、彩色多普勒圖像數(shù)據(jù)的方法。
另外，作為上述的肝癌的治療法， 一般進行U)肝動脈內(nèi)抗癌齊寸注入療法、(b )肝動樂;K塞松術(transcatheter arterial embolization ， TAE) 、 (c)低侵襲治療法、(d)開腹手術等。近年來，過程簡單 而且對患者的負擔少的低侵襲治療法得到了特別關注。在該低侵襲治 療法中，有PEIT(經(jīng)皮乙醇注入技術，Percutaneous Ethanol Injection Technique)、孩"皮燒灼法(microwave ablation )。在，見察實時顯示 的圖像的情況下，進行向患者插入這些治療法中使用的穿刺針。
另夕卜，近年來，作為燒灼治療法之一，RFA(高頻燒灼法Radio Frequency Ablation (射頻燒灼法))登上了歷史舞臺，并已經(jīng)開始 臨床應用。在該RFA中作為單一針的Cool Tip、多個展開針的RITA 被用作穿刺針。通常，在觀察圖像的情況從體表面經(jīng)皮膚向腫瘤插入 穿刺針，但也可以在觀察利用腹腔鏡(laparoscope)的肝表面的情況 下進行插入。另外，也可以在觀察利用配置于肝表面的專用小型超聲 波探測器取得的超聲波圖像的情況下，插入穿刺針。
通過在利用超聲波圖像取得裝置實時地取得的二維圖像數(shù)據(jù)的 觀察下，進行上述的穿刺治療，其治療效率和相對治療的安全性大幅 提高。而且，近年來，提出了在三維圖像的觀察下進行的各種穿刺治 療法(例如日本特開2007 - 125169號公報、日本特開2007 - 215672 號公報)。
根據(jù)在利用超聲波圖像取得裝置實時地取得的三維圖像數(shù)據(jù)的 觀察下進行穿刺治療的以往技術的方法，可以三維地掌握穿刺針的刺 入方向、前端部位置等。因此，與在二維圖像數(shù)據(jù)的觀察下進行的穿 刺治療的情況相比，可以進 一 步提高穿刺針相對治療對象部位的插入 精度。
但是，難以取得同時滿足高的空間分辨率和高的時間分辨率(實 時性)的表示寬范圍的三維圖像數(shù)據(jù)。因此，在上述以往技術的方法 中，取得表示包含肝癌等的比較寬的治療對象部位的圖像數(shù)據(jù)和表示 對該治療對象部位刺入的穿刺針以及穿刺針的周邊的圖像數(shù)據(jù)的情 況下，難以同時取得表示要求高的空間分辨率的治療對象部位的圖像 數(shù)據(jù)、和表示為了追蹤穿刺針前端部而要求高的時間分辨率和高的空間分辨率的穿刺針以及穿刺針的周邊的圖像數(shù)據(jù)。

發(fā)明內(nèi)容
本發(fā)明的目的在于提供一種超聲波圖像取得裝置，通過觀察通過 針對患者的超聲波的三維掃描得到的圖像數(shù)據(jù)而針對該患者刺入穿 刺針的情況下，可以大致同時取得表示治療對象臟器的圖像數(shù)據(jù)和時 間分辨率比該圖像數(shù)據(jù)更高的表示穿刺針以及穿刺針的周邊的圖像 數(shù)據(jù)。
本發(fā)明的第一方面提供一種超聲波圖像取得裝置，該超聲波圖像 取得裝置根據(jù)通過針對使用了穿刺針的檢查或治療的對象部位的超
聲波的三維掃描得到的體數(shù)據(jù)，生成圖像數(shù)據(jù)，其特征在于，具備 掃描控制部，設定包含上述穿刺針對上述對象部位的刺入方向的第1 三維掃描區(qū)域和與上述第l三維掃描區(qū)域鄰接的一個或多個第2三維 掃描區(qū)域，對針對上述第l三維掃描區(qū)域以及上述第2三維掃描區(qū)域 的三維掃描進行控制；體數(shù)據(jù)生成部，根據(jù)通過上述三維掃描從上述 第l三維掃描區(qū)域以及上述第2三維掃描區(qū)域得到的接收信號，生成 體數(shù)據(jù)；圖像數(shù)據(jù)生成部，通過對上述體數(shù)據(jù)進行處理而生成圖像數(shù) 據(jù)；以及顯示部，顯示上述圖像數(shù)據(jù)，其中，上述掃描控制部進行用 于以比上述第2三維掃描區(qū)域高的體速率對上述第l三維掃描區(qū)域進 行三維掃描的控制。
根據(jù)該第一方面的發(fā)明，在通過超聲波的三維掃描得到的圖像數(shù) 據(jù)的觀察下針對該患者刺入穿刺針時，可以大致同時取得表示治療對 象臟器的圖像數(shù)據(jù)和時間分辨率比該圖像數(shù)據(jù)良好的表示穿刺針以 及穿刺針的周邊的圖像數(shù)據(jù)。因此，易于針對檢查對象臟器或治療對 象臟器的期望位置正確地刺入穿刺針。由此，使用了穿刺針的檢查或 治療中的安全性、效率提高，可以減輕針對操作者、患者的負擔。
另外，本發(fā)明的第二方面提供一種超聲波圖像取得裝置，該超聲 波圖像取得裝置根據(jù)通過針對使用了穿刺針的檢查或治療的對象部 位的超聲波的三維掃描得到的體數(shù)據(jù)，生成圖像數(shù)據(jù)，其特征在于，具備掃描控制部，設定包含上述穿刺針對上述對象部位的刺入方向 的第l三維掃描區(qū)域和與上述第l三維掃描區(qū)域鄰接的一個或多個第 2三維掃描區(qū)域，對針對上述第1三維掃描區(qū)域以及上述第2三維掃 描區(qū)域的三維掃描進行控制；體數(shù)據(jù)生成部，根據(jù)通過上述三維掃描 從上述第1三維掃描區(qū)域以及上述第2三維掃描區(qū)域得到的接收信 號，生成體數(shù)據(jù)；圖像數(shù)據(jù)生成部，通過對上述體數(shù)據(jù)進行處理而生 成圖像數(shù)據(jù)；以及顯示部，顯示上述圖像數(shù)據(jù)，其中，上述掃描控制 部進行用于以比上述第2三維掃描區(qū)域高的掃描線密度對上述第l三 維掃描區(qū)域進行掃描的控制。


圖l是示出本發(fā)明的實施方式的超聲波圖像取得裝置的框圖。 圖2是示出本實施方式的超聲波圖像取得裝置具備的發(fā)送接收 部的框圖。
圖3是示出本實施方式的超聲波探測器中的坐標與發(fā)送接收方 向的關系的圖。
圖4是示出本實施方式的治療對象掃描區(qū)域以及穿刺針掃描區(qū) 域的圖。
圖5是示出本實施方式的超聲波圖像取得裝置具備的接收信號 處理部的框圖。
圖6是示出本實施方式的超聲波圖像取得裝置具備的體數(shù)據(jù)生 成部以及圖像數(shù)據(jù)生成部的框圖。
圖7A是示出生成了圖像數(shù)據(jù)的斷面的圖。
圖7B是示出由本實施方式的顯示數(shù)據(jù)生成部生成的顯示用數(shù)據(jù) 的具體例子的圖。
圖8是示出本實施方式的針對穿刺針掃描區(qū)域以及治療對象掃 描區(qū)域的三維掃描的順序、和體數(shù)據(jù)的更新定時的時序圖。
圖9是示出在本實施方式的超聲波圖像取得裝置中以穿刺支援 為目的的圖像數(shù)據(jù)的生成以及圖像的顯示的步驟的流程圖。圖10A是示出在本實施方式中設定的治療對象掃描區(qū)域以及穿 刺針掃描區(qū)域的變型例的圖。
圖10B是示出由本實施方式的顯示數(shù)據(jù)生成部生成的顯示用數(shù) 據(jù)的具體例子的圖。
圖11A是示出本實施方式的針對穿刺針掃描區(qū)域以及治療對象 掃描區(qū)域的三維掃描的順序的變型例的圖。
圖11B是示出本實施方式的針對穿刺針掃描區(qū)域以及治療對象 掃描區(qū)域的三維掃描的順序的變型例的圖。
圖12是示出本實施方式的超聲波圖像取得裝置具備的與扇區(qū)掃 描(sector scan )對應的超聲波探測器中的振動元件的排列的圖。
圖13是示出穿刺針掃描區(qū)域和治療對象掃描區(qū)域中的超聲波的 掃描線密度的圖。
圖14是示出本實施方式的超聲波圖像取得裝置具備的與凸型掃 描(convex scan)對應或與線性對應的超聲波探測器中的振動元件的 排列的圖。
具體實施例方式
以下，參照附圖，對本發(fā)明的實施方式的超聲波圖像取得裝置進 行說明。
在以下敘述的本發(fā)明的實施方式中，對包含患者的治療對象部位 的三維區(qū)域，首先，以包含沿著超聲波探測器中安裝的穿刺接頭 (adapter)的針導向器(needle guide)刺入的穿刺針的刺入方向的 斷面(以下有時稱為"穿刺斷面")為基礎，設定具有規(guī)定切片厚度的 穿刺針掃描區(qū)域。接下來，在與穿刺斷面大致垂直的y方向(法線方 向)上，設定與穿刺針掃描區(qū)域鄰接的規(guī)定切片厚度的治療對象掃描 區(qū)域。然后，根據(jù)通過使用了超聲波的第l三維掃描取得的穿刺針掃 描區(qū)域中的體數(shù)據(jù)、和表示通過以比第1三維掃描低的體速率(volume rate)進行的第2三維掃描取得的治療對象掃描區(qū)域的體數(shù)據(jù)，生成 以穿刺支援為目的的圖像數(shù)據(jù)。另外，在以下，對支援使用了穿刺針的治療(穿刺治療)的超聲 波圖像取得裝置進行敘述，但也可以是支援使用了穿刺針的檢查的超 聲波圖像取得裝置。 (裝置的結構)
使用圖l至圖8對本實施方式的超聲波圖像取得裝置進行說明。 其中，圖l是示出超聲波圖像取得裝置的整體結構的框圖。另外，圖 2、圖5以及圖6是示出本超聲波圖像取得裝置具備的發(fā)送接收部、 接收信號處理部以及體數(shù)據(jù)生成部/圖像數(shù)據(jù)生成部的具體結構的框 圖。
圖1所示的本實施方式的超聲波圖像取得裝置100具備超聲波探 測器3、發(fā)送接收部2、接收信號處理部4和體數(shù)據(jù)生成部5。超聲波 探測器3具備多個振動元件。多個振動元件對包含患者的治療對象部 位的三維區(qū)域發(fā)送超聲波脈沖(發(fā)送超聲波)，將從治療對象部位得 到的超聲波反射波(接收超聲波)變換為電信號(接收信號)。發(fā)送 接收部2向超聲波探測器3的振動元件供給用于對三維區(qū)域的規(guī)定方 向發(fā)送超聲波脈沖的驅(qū)動信號，對從這些振動元件得到的多個通道的 接收信號進行整相相加(phasing addition )。接收信號處理部4通過 對整相相加后的接收信號進行處理，生成B模式數(shù)據(jù)或彩色多普勒數(shù) 據(jù)。體數(shù)據(jù)生成部5通過與超聲波的發(fā)送接收方向?qū)嘏帕型ㄟ^針 對治療對象部位的三維掃描得到的B模式數(shù)據(jù)或彩色多普勒數(shù)據(jù)，而 生成三維數(shù)據(jù)(體數(shù)據(jù))。
另外，超聲波診斷裝置100具備圖像數(shù)據(jù)生成部6、顯示數(shù)據(jù)生 成部8、顯示部9、穿刺接頭10、掃描控制部11、輸入部12和系統(tǒng) 控制部13。
圖4象數(shù)據(jù)生成部6才艮據(jù)上述體數(shù)據(jù)生成MPR ( Multi - Planar -Reconstruction,多平面重構)圖Y象數(shù)據(jù)、MIP ( Maximum Intensity Projection,最大強度投影)圖像數(shù)據(jù)等二維圖像數(shù)據(jù)、體繪制圖像 數(shù)據(jù)等三維圖像數(shù)據(jù)。
顯示數(shù)據(jù)生成部8使用上述各種圖像數(shù)據(jù)生成顯示用數(shù)據(jù)。顯示部9顯示由顯示數(shù)據(jù)生成部8生成的顯示用數(shù)據(jù)。 穿刺接頭10為了引導穿刺針15的刺入方向而安裝于超聲波探測 器3中。
掃描控制部11對該治療對象部位設定包含穿刺針15的刺入方向 的穿刺針掃描區(qū)域和與該穿刺針掃描區(qū)域鄰接的兩個治療對象掃描 區(qū)域，對針對這些掃描區(qū)域的超聲波的三維掃描進行控制。
輸入部12進行患者信息的輸入、體數(shù)據(jù)生成條件的設定、圖像 數(shù)據(jù)生成條件的設定、圖像數(shù)據(jù)顯示條件的設定、針對穿刺針掃描區(qū) 域以及治療對象掃描區(qū)域的切片厚度的設定、針對體數(shù)據(jù)的顯示斷面 的設定、后述的薄層(slab) MPR圖像數(shù)據(jù)或薄層MIP圖像數(shù)據(jù)的 薄層厚度的設定和各種指令信號的輸入等。
系統(tǒng)控制部13對超聲波圖像取得裝置100具備的上述各單元總 體地進行控制。
以下，對本實施方式的超聲波圖像取得裝置100具備的各單元的 具體例子進行說明。
圖1的超聲波探測器3在其前端部具有二維地排列的未圖示的N 個振動元件，這些振動元件分別經(jīng)由N通道的多芯電纜與發(fā)送接收部 2的輸入輸出端子連接。振動元件是電聲變換元件，具有在超聲波的 發(fā)送時將電脈沖(驅(qū)動信號)變換為超聲波脈沖(發(fā)送超聲波)，在 超聲波的接收時將超聲波反射波(接收超聲波)變換為電的接收信號 的功能。另外，穿刺接頭10例如安裝于超聲波探測器3的側(cè)面。穿 刺接頭10具備對穿刺針15針對治療對象部位的刺入方向進行引導的 未圖示的針導向器。即，通過沿著適合于穿刺治療的穿刺接頭10的 針導向器刺入穿刺針15，可以容易地設定包含該穿刺針15的剌入方 向的穿刺針掃描區(qū)域。
另夕卜，對于超聲波探測器3，有與扇區(qū)掃描對應的超聲波探測器、 與線性掃描對應的超聲波探測器以及與凸型掃描對應的超聲波探測 器等。操作者可以根據(jù)診斷部位選擇任意的超聲波探測器。在本實施 方式中，對使用了 二維地配列有N個振動元件的扇區(qū)掃描用的超聲波探測器3的情況進行敘述。
接下來，圖2所示的發(fā)送接收部2具備發(fā)送部21和接收部22。 發(fā)送部21向設置于超聲波探測器3中的N個振動元件供給用于對患 者發(fā)射發(fā)送超聲波的驅(qū)動信號。接收部22對從振動元件得到的N通 道的接收信號進行整相相加(與相位對應地相加)。
發(fā)送部21具備速率脈沖(rate pulse )發(fā)生器211、發(fā)送延遲電 路212和驅(qū)動電路213。速率脈沖發(fā)生器211通過對從系統(tǒng)控制部13 供給的基準信號進行分頻，而生成用于決定發(fā)送超聲波的反復周期的 速率脈沖。發(fā)送延遲電路212具備N通道的獨立的延遲電路。發(fā)送延 遲電路212為了在發(fā)送中得到細的波束寬度，而向上述速率脈沖提供 用于將發(fā)送超聲波會聚到規(guī)定的深度的延遲時間(會聚用延遲時間) 和用于向規(guī)定的發(fā)送接收方向(ep、 (pq)發(fā)射發(fā)送超聲波的延遲時間 (偏轉(zhuǎn)用延遲時間)。然后，N通道的獨立的驅(qū)動電路213根據(jù)上述 速率脈沖，生成用于驅(qū)動內(nèi)置于超聲波探測器3中的N個振動元件的 驅(qū)動脈沖。
另一方面，接收器22具備具有N通道的前置放大器221、 A/D 變換器222以及接收延遲電路223和加法器224。前置放大器221通 過對利用上述振動元件變換為電信號的微小的接收信號進行放大而 確保充分的S/N。在該前置放大器221中放大的N通道的接收信號通 過A/D變換器222變換為數(shù)字信號。
接收延遲電路223對從A/D變換器222輸出的N通道的接收信 號分別提供用于會聚來自規(guī)定深度的超聲波反射波的會聚用延遲時 間和用于對規(guī)定的發(fā)送接收方向(ep、 (pq)設定強的接收指向性的偏 轉(zhuǎn)用延遲時間。加法器224對從這些接收延遲電壓223供給的接收信 號進行加法計算而進行合成。即，通過接收延遲電路223和加法器224， 從規(guī)定方向得到的接收信號被整相相加。
圖3示出針對將超聲波探測器3的中心軸設為z軸的正交坐標系 (x-y-z)的超聲波的發(fā)送接收方向(ep、 (pq)的關系。例如，在 x軸方向以及y軸方向上二維地排列了 N個振動元件的情況下，角度0p表示向x-z平面投影的發(fā)送接收方向，角度cpq表示向y-z平面 投影的發(fā)送接收方向。于是，利用從掃描控制部11供給的掃描控制 信號，對發(fā)送部21的發(fā)送延遲電路212和接收部22的接收延遲電路 223中的延遲時間進行控制，以不同的頻率反復進行針對各穿刺針掃 描區(qū)域以及治療對象掃描區(qū)域的三維掃描。
接下來，使用圖4說明對該患者的三維區(qū)域設定的穿刺針掃描區(qū) 域以及治療對象掃描區(qū)域。
在該情況下，對包含治療對象部位150的三維區(qū)域，首先，將包 含沿著未圖示的針導向器刺入的穿刺針15的刺入方向的切片厚度dl 的區(qū)域設定為穿刺針掃描區(qū)域R1。接下來，在與穿刺針掃描區(qū)域R1 的中心斷面(薄層(slab)斷面)大致垂直的y方向上，設定與穿刺 針掃描區(qū)域R1鄰接的具有切片厚度d2的兩個治療對象掃描區(qū)域R2 (治療對象掃描區(qū)域R21以及R22)。
具體而言，在通過針對穿刺針掃描區(qū)域R1的三維掃描而取得的 圖像數(shù)據(jù)(例如后述的二維圖像數(shù)據(jù)、三維圖像數(shù)據(jù))的觀察下，在 患者的體表面上調(diào)整超聲波探測器3的位置、方向，以使治療對象部 位150的穿刺位置與穿刺針15的插入方向一致。通過這些調(diào)整，設 定針對治療對象部位150的穿刺針掃描區(qū)域R1。
然后，在上述針對穿刺針掃描區(qū)域Rl和治療對象掃描區(qū)域R2 的三維掃描時，在對治療對象部位150插入了穿刺針15的穿剌針掃 描區(qū)域R1中，以比治療對象掃描區(qū)域R2高的體速率(時間分辨率) 進行三維掃描。
接下來，圖5所示的接收信號處理部4具備B模式數(shù)據(jù)生成部 41、多普勒信號檢測部42和彩色多普勒數(shù)據(jù)生成部43。 B模式數(shù)據(jù) 生成部41通過對從接收部22的加法器224輸出的接收信號進行信號 處理，生成B模式數(shù)據(jù)。多普勒信號檢測部42通過對上述接收信號 進行正交檢波(quadrature detection)而檢測多普勒信號。彩色多普 勒數(shù)據(jù)生成部43根據(jù)所檢測出的多普勒信號，生成反映了血管內(nèi)的 血流信息的彩色多普勒數(shù)據(jù)。B模式數(shù)據(jù)生成部41具備包絡線檢波器411和對數(shù)變換器412。 包絡線檢波器411對從接收部22的加法器224供給的整相相加后的 接收信號的包絡線進行檢波。對數(shù)變換器412通過對檢波出包絡線后 的接收信號進行對數(shù)變換，生成B模式數(shù)據(jù)。但是，也可以切換順序 而構成包絡線檢波器411和對數(shù)變換器412。
多普勒信號檢測部42具備tt/2移相器421、混頻器422 - 1以及 422 - 2、 LPF ( j氐通濾波器，Low Pass Filter) 423 - 1以及423 - 2。 多普勒信號檢測部42通過對從接收部22的加法器224供給的接收信 號進行正交檢波，從而檢測多普勒信號。
彩色多普勒數(shù)據(jù)生成部43具備多普勒信號存儲電路431、 MTI 濾波器432和自相關運算器433。多普勒信號存儲電路431臨時保存 由多普勒信號檢測部42檢測出的多普勒信號。MTI濾波器432排除 該多普勒信號中包含的由生物體組織等的移動引起的多普勒信號分 量(雜波分量)，而抽取血流引起的多普勒信號分量。自相關運算器 433對所抽取的多普勒信號分量進行自相關運算，使用根據(jù)該運算結 果得到的特性值(例如血流的平均速度值、分散值、能量(power) 值)，生成彩色多普勒數(shù)據(jù)。
接下來，使用圖6對圖1所示的體數(shù)據(jù)生成部5以及圖像數(shù)據(jù)生 成部6的具體結構進行說明。體數(shù)據(jù)生成部5如圖6所示具備B模式 數(shù)據(jù)存儲部51、彩色多普勒數(shù)據(jù)存儲部52、內(nèi)插處理部53以及體數(shù) 據(jù)存儲部54。
在B模式數(shù)據(jù)存儲部51中，將超聲波的發(fā)送接收方向作為附加 信息而保存接收信號處理部4的B模式數(shù)據(jù)生成部41根據(jù)通過針對 該患者的穿刺針掃描區(qū)域Rl和治療對象掃描區(qū)域R2的三維掃描而 得到的接收信號生成的B模式數(shù)據(jù)。同樣地，在彩色多普勒數(shù)據(jù)存儲 部52中，將上述發(fā)送接收方向作為附加信息而保存接收信號處理部4 的彩色多普勒數(shù)據(jù)生成部43根據(jù)上述接收信號生成的彩色多普勒數(shù) 據(jù)。
另一方面，內(nèi)插處理部53通過與發(fā)送接收方向?qū)嘏帕袕腂模式數(shù)據(jù)存儲部51中讀出的多個B模式數(shù)據(jù)，形成穿刺針掃描區(qū)域 R1和治療對象掃描區(qū)域R2中的三維B模式數(shù)據(jù)。而且，內(nèi)插處理部 53通過對構成這些三維B模式數(shù)據(jù)的不等間隔的體素(voxel)進行 內(nèi)插處理，生成具有各向同性的體素的B模式體數(shù)據(jù)。
同樣地，內(nèi)插處理部53通過與發(fā)送接收方向?qū)嘏帕袕牟噬?多普勒數(shù)據(jù)存儲部52中讀出的多個彩色多普勒數(shù)據(jù)，形成穿刺針掃 描區(qū)域R1和治療對象掃描區(qū)域R2中的三維彩色多普勒數(shù)據(jù)。而且， 內(nèi)插處理部53通過對該三維彩色多普勒數(shù)據(jù)進行內(nèi)插處理，生成多 普勒模式體數(shù)據(jù)。然后，在穿刺針掃描區(qū)域Rl以及治療對象掃描區(qū)
域R2中分別得到的這些體數(shù)據(jù)被臨時保存到體數(shù)據(jù)存儲部54中。
另外，在本實施方式中，以不同的頻率分別反復進行針對穿刺針 掃描區(qū)域Rl以及治療對象掃描區(qū)域R2的三維掃描。利用此時取得 的最新的體數(shù)據(jù)，更新已經(jīng)取得的同一掃描區(qū)域中的舊的體數(shù)據(jù)。在 后面對該更新進4于詳細4又述。
圖像數(shù)據(jù)生成部6具備二維圖像數(shù)據(jù)生成部61和三維圖像數(shù)據(jù) 生成部62。另外，二維圖像數(shù)據(jù)生成部61具備MPR圖像數(shù)據(jù)生成 部611和MIP圖像數(shù)據(jù)生成部612。
而且，MPR圖像數(shù)據(jù)生成部611根據(jù)從體數(shù)據(jù)生成部5的體數(shù) 據(jù)存儲部54供給的穿刺針掃描區(qū)域R1以及治療對象掃描區(qū)域R2中 的體數(shù)據(jù)、和利用輸入部12設定的顯示斷面信息，進行兩種顯示圖 像即MPR圖像數(shù)據(jù)或薄層MPR圖像數(shù)據(jù)的生成。
在該情況下，MPR圖像數(shù)據(jù)是通過對所設定的顯示斷面上的體 素值或附近的體素值進行內(nèi)插而生成的圖像數(shù)據(jù)，且是將其厚度視為 零的圖像數(shù)據(jù)。另外，薄層MPR圖像數(shù)據(jù)是對上述MPR圖像數(shù)據(jù) 設定了規(guī)定的厚度(薄層厚度)，且將在穿刺針掃描區(qū)域Rl和治療 對象掃描區(qū)域R2中的體數(shù)據(jù)中設定的顯示斷面作為中心，并根據(jù)該 顯示斷面的法線方向上所處的上述薄層厚度內(nèi)的多個體素值的平均 值生成的圖像數(shù)據(jù)。
另一方面，MIP圖像數(shù)椐生成部612根據(jù)穿刺針掃描區(qū)域R1以及治療對象掃描區(qū)域R2、和輸入部12設定的顯示斷面信息，生成薄 層MIP圖像數(shù)據(jù)。在該情況下，薄層MIP圖像數(shù)據(jù)是將在穿刺針掃 描區(qū)域Rl和治療對象掃描區(qū)域R2中的體數(shù)據(jù)中設定的顯示斷面作 為中心，并根據(jù)該顯示斷面的法線方向上所處的上述薄層厚度內(nèi)的多 個體素值的最大值生成的圖像數(shù)據(jù)。
三維圖像數(shù)據(jù)生成部62具備不透明度/色調(diào)設定部621和繪制處 理部622。不透明度/色調(diào)設定部621根據(jù)從體數(shù)據(jù)生成部5的體數(shù)據(jù) 存儲部54供給的穿刺針掃描區(qū)域R1和治療對象掃描區(qū)域R2中的體 數(shù)據(jù)的體素值，設定不透明度和色調(diào)等。
另一方面，繪制處理部622通過根據(jù)不透明度/色調(diào)設定部621 設定的不透明度和色調(diào)等的信息，對上述體數(shù)據(jù)進行繪制處理，從而 生成體繪制圖像數(shù)據(jù)、表面繪制圖像數(shù)據(jù)等三維圖像數(shù)據(jù)。然后，在 二維圖像數(shù)據(jù)生成部61中生成的MPR圖像數(shù)據(jù)、薄層MPR圖像數(shù) 據(jù)以及薄層MIP圖像數(shù)據(jù)等二維圖像數(shù)據(jù)、在三維圖像數(shù)據(jù)生成部 62中生成的三維圖像數(shù)據(jù)被保存到圖像數(shù)據(jù)存儲部63中。
返回到圖1，對顯示數(shù)據(jù)生成部8進行說明。顯示數(shù)據(jù)生成部8 通過對由圖像數(shù)據(jù)生成部6的二維圖像數(shù)據(jù)生成部61生成的薄層 MPR圖像數(shù)據(jù)(或者薄層MIP圖像數(shù)據(jù))以及MPR圖像數(shù)據(jù)、和 由三維圖像數(shù)據(jù)生成部62生成的三維圖像數(shù)據(jù)，進行基于規(guī)定顯示 格式的坐標變換和合成，而且重疊患者信息等附加信息，而生成顯示 用數(shù)據(jù)。另一方面，顯示部9具備未圖示的變換電路和監(jiān)視器。變換
視格式變換后顯示在上述監(jiān)視器上。
圖7A以及圖7B是用于說明由顯示數(shù)據(jù)生成部8生成并在顯示 部9中顯示的顯示用數(shù)據(jù)的具體例子的圖。其中，此處將作為具體例 子而顯示的二維圖像數(shù)據(jù)設為MPR圖像數(shù)據(jù)。圖7A例如示出生成 了與y方向大致垂直的MPR圖像數(shù)據(jù)的穿刺針掃描區(qū)域Rl的顯示 斷面ml、生成了與z方向大致垂直的MPR圖像數(shù)據(jù)的穿刺針掃描區(qū) 域R1以及治療對象掃描區(qū)域R2的顯示斷面2、生成了與x方向大致垂直的MPR圖像數(shù)據(jù)的穿刺針掃描區(qū)域Rl以及治療對象掃描區(qū)域 R2的顯示斷面m3。
另一方面，在圖7B所示的區(qū)域(b-1)中，示出圖像數(shù)據(jù)生成 部6的二維圖像數(shù)據(jù)生成部61針對圖7A所示的顯示斷面ml生成的 薄層MPR圖像數(shù)據(jù)D1。另外，在區(qū)域(b-2)中，示出二維圖像數(shù) 據(jù)生成部61針對顯示斷面m2生成的MPR圖《象數(shù)據(jù)D2。另外，在 區(qū)域(b-3)中，示出二維圖像數(shù)據(jù)生成部61針對顯示斷面m3生成 的MPR圖像數(shù)據(jù)D3。另外，在區(qū)域(b-4)中，示出三維圖像數(shù)據(jù) 生成部62根據(jù)穿刺針掃描區(qū)域Rl和治療對象掃描區(qū)域R2中的體數(shù) 據(jù)生成的三維圖像數(shù)據(jù)D4。在區(qū)域(b-l)中示出的MPR圖像數(shù)據(jù) Dl中，重疊了表示利用輸入部12設定的MPR圖像數(shù)據(jù)D2的斷面 位置的光標Ka、和表示MPR圖像數(shù)據(jù)D3的斷面位置的光標Kb。 然后，顯示數(shù)據(jù)生成部8通過根據(jù)規(guī)定顯示格式合成MPR圖像數(shù)據(jù) Dl、 MPR圖像數(shù)據(jù)D2、 MPR圖像數(shù)據(jù)D3以及三維圖像數(shù)據(jù)D4， 而生成顯示用數(shù)據(jù)。
即，觀察顯示在顯示部9上的顯示用數(shù)據(jù)中的MPR圖像數(shù)據(jù) Dl的操作者通過對輸入部12具備的后述的顯示斷面設定部122進行 操作，使重疊在MPR圖像數(shù)據(jù)Dl上的光標Ka和光標Kb移動到期 望的位置，從而設定MPR圖像數(shù)據(jù)的位置(MPR斷面)。然后，利 用光標Ka設定的顯示斷面m2中的MPR圖像數(shù)據(jù)D2和利用光標 Kb設定的顯示斷面m3中的MPR圖像數(shù)據(jù)D3分別顯示在圖7B所 示的區(qū)域(b-2)以及區(qū)域(b-3)中。
另夕卜，在圖7A以及圖7B中，對使用了根據(jù)穿刺針掃描區(qū)域R1 中的體數(shù)據(jù)生成的與y方向大致垂直的MPR圖像數(shù)據(jù)的顯示斷面的 設定方法進行了敘述，但也可以代替MPR圖像數(shù)據(jù)而使用薄層MPR 圖像數(shù)據(jù)或薄層MIP圖像數(shù)據(jù)來進行MPR斷面的設定。
另一方面，圖l所示的掃描控制部ll根據(jù)在輸入部12中設定的 穿刺針掃描區(qū)域R1的切片厚度d 1和治療對象掃描區(qū)域R2的切片厚 度d2，對該治療對象部位150設定穿刺針掃描區(qū)域R1和治療對象掃描區(qū)域R2 (參照圖4)，進行用于按照規(guī)定的順序反復針對這些掃描 區(qū)域的三維掃描的控制。
接下來，使用圖8對在掃描控制部11的控制下進行的針對穿刺 針掃描區(qū)域Rl以及治療對象掃描區(qū)域R2的三維掃描的具體例子進 行說明。
圖8是示出針對穿刺針掃描區(qū)域Rl和兩個治療對象掃描區(qū)域 R2 (即治療對象掃描區(qū)域R21以及R22)的三維掃描的順序、和與這 些三維掃描相伴的體數(shù)據(jù)的更新定時的時序圖。圖中的記號V表示治 療對象掃描區(qū)域R2中的體數(shù)據(jù)的更新定時。記號T表示穿刺針掃描 區(qū)域R1中的體數(shù)據(jù)的更新定時。
例如，在期間(tlO-tll)中，依次進行針對治療對象掃描區(qū)域 R21、穿刺針掃描區(qū)域Rl以及治療對象掃描區(qū)域R22的三維掃描。 然后，根據(jù)此時得到的接收信號，進行各個掃描區(qū)域中的體數(shù)據(jù)的生 成(更新)，而且使用該體數(shù)據(jù)進行二維圖像數(shù)據(jù)以及三維圖像數(shù)據(jù) 的生成和顯示(參照圖7)。
接下來，在期間(til-t12)中進行針對穿刺針掃描區(qū)域Rl的 三維掃描，使用此時得到的體數(shù)據(jù)，更新在期間(tlO-tll)中取得 的穿刺針掃描區(qū)域Rl中的體數(shù)據(jù)。然后，通過同樣的步驟進行使用 了在期間(tlO-tll)中取得的治療對象掃描區(qū)域R21以及R22中的 體數(shù)據(jù)和在期間(tll-tl2)中更新的穿刺針掃描區(qū)域R1中的體數(shù)據(jù) 的二維圖像數(shù)據(jù)以及三維圖像數(shù)據(jù)的生成和顯示。
同樣地，通過期間(tl2-U3)、期間(tl3-t14)以及期間(tl4 -t20)中的針對穿刺針掃描區(qū)域R1的三維掃描，依次更新該穿刺針 掃描區(qū)域R1中的體數(shù)據(jù)。然后，反復進行使用了在期間(tlO-tll) 中取得的治療對象掃描區(qū)域R21以及R22中的體數(shù)據(jù)和在上述各期 間更新的穿刺針掃描區(qū)域Rl中的體數(shù)據(jù)的二維圖像數(shù)據(jù)以及三維圖 像數(shù)據(jù)的生成和顯示。
然后，在期間(t20-t30)、期間(t30-t40)…中也按照同樣 的步驟反復期間(tl0-t20)中的上述三維掃描和圖像數(shù)據(jù)的生成以及顯示。通過進行這樣的掃描方法，以比治療對象掃描區(qū)域R2高的 頻率(幀速率(frame rate))更新穿刺針掃描區(qū)域R1中的體數(shù)據(jù)。 因此，可以以良好的時間分辨率觀察向治療對象部位150刺入的穿刺 針15的狀態(tài)。
接下來，圖1所示的輸入部12是具備顯示面板、鍵盤、各種開 關、選擇按鈕、鼠標等輸入設備的交互性的接口。輸入部12具備切 片厚度設定部121和顯示斷面設定部122。切片厚度設定部121設定 穿刺針掃描區(qū)域R1的切片厚度d 1和治療對象掃描區(qū)域R2的切片厚 度d2。顯示斷面設定部122對MPR圖像數(shù)據(jù)、薄層MPR圖像數(shù)據(jù)、 或薄層MIP圖像數(shù)據(jù)設定顯示斷面。而且，使用上述顯示面板、輸 入設備，進行患者信息的輸入、體數(shù)據(jù)生成條件的設定、圖像數(shù)據(jù)生 成條件的設定、圖像數(shù)據(jù)顯示條件的設定以及各種指令信號的輸入 等。
系統(tǒng)控制部13具備未圖示的CPU ( Central Processing Unit,中 央處理單元)和存儲電路。在存儲電路中，保存有利用輸入部12的 各單元輸入/設定的上述各種信息。于是，上述CPU根據(jù)上述輸入信 息以及設定信息，對超聲波圖像取得裝置100的各單元進行控制，而 進行圖像數(shù)據(jù)的生成和顯示。
(圖像數(shù)據(jù)的生成/顯示步驟)
接下來，參照圖9所示的流程圖和已經(jīng)示出的圖8的時序圖，對 本實施方式中的以穿刺支援為目的的圖像數(shù)據(jù)的生成/顯示步驟進行 說明。另外，在此也對作為穿刺針掃描區(qū)域Rl的顯示斷面ml中的 二維圖像數(shù)據(jù)生成MPR圖像數(shù)據(jù)的情況進行敘述，但也可以生成薄 層MPR圖像數(shù)據(jù)、通常的薄層MIP圖像數(shù)據(jù)。
在以穿刺支援為目的的圖像數(shù)據(jù)的生成之前，超聲波圖像取得裝 置100的操作者在輸入部12中進行了患者信息的輸入、體數(shù)據(jù)生成 條件的設定、圖像數(shù)據(jù)生成條件的設定、圖像數(shù)據(jù)顯示條件的設定、 穿刺針掃描區(qū)域Rl的切片厚度dl的設定、以及治療對象掃描區(qū)域 R2的切片厚度d2的設定等之后，將超聲波探測器3配置到患者的體表面上，并輸入以掃描區(qū)域以及顯示斷面的設定為目的的第一圖像數(shù)
據(jù)生成開始指令(圖9的步驟Sl)。
經(jīng)由系統(tǒng)控制部13接收到第一圖像數(shù)據(jù)生成開始指令的掃描控 制部11設定包含穿刺針15的刺入方向的具有切片厚度dl的穿刺針 掃描區(qū)域R1和與該穿刺針掃描區(qū)域R1鄰接的具有切片厚度d 2的兩 個治療對象掃描區(qū)域R2 (治療對象掃描區(qū)域R21以及R22)(參照 圖4 )。而且，掃描控制部11對發(fā)送接收部2的發(fā)送延遲電路212和 接收延遲電路223中的延遲時間進行控制，而開始針對穿刺針掃描區(qū) 域R1的三維掃描。
另一方面，操作者在通過針對穿刺針掃描區(qū)域R1的三維掃描而 生成的MPR圖像數(shù)據(jù)的觀察下，在患者的體表面上調(diào)整超聲波探測 器3的位置、方向。通過在上述MPR圖像數(shù)據(jù)上重疊顯示的表示穿 刺針15的刺入方向的穿刺標記與治療對象部位150的刺入位置一致 的狀態(tài)下，固定超聲波探測器3的位置、方向，而對該治療對象部位 150設定上述穿刺針掃描區(qū)域R1和治療對象掃描區(qū)域R2 (圖9的步 驟S2)。
而且，操作者通過使用輸入部12的顯示斷面設定部122，使重 疊顯示在上述MPR圖像數(shù)據(jù)上的光標Ka和光標Kb移動到期望位置 (參照圖7)，而對治療對象部位150設定顯示斷面m2和顯示斷面 m3 (圖9的步驟S3)。
如果針對治療對象部位150的穿刺針掃描區(qū)域R1以及治療對象 掃描區(qū)域R2的設定和顯示斷面m2以及m3的設定結束，則操作者在 輸入部12中輸入以治療支援為目的的第二圖像數(shù)據(jù)生成開始指令。 經(jīng)由系統(tǒng)控制部13接收到第二圖像數(shù)據(jù)生成開始指令的掃描控制部 11對發(fā)送接收部2的發(fā)送延遲電路212和接收延遲電路223中的延遲 時間進行控制。例如，掃描控制部11在圖8的期間(tlO-tll)中依 次進行針對治療對象掃描區(qū)域R21、穿刺針掃描區(qū)域R1以及治療對 象掃描區(qū)域R22的三維掃描(圖9的步驟S4)。
另 一方面，體數(shù)據(jù)生成部5根據(jù)通過上述三維掃描得到的接收信號，生成穿刺針掃描區(qū)域R1和治療對象掃描區(qū)域R2中的體數(shù)據(jù)(圖 9的步驟S5)。
圖像數(shù)據(jù)生成部6通過對這些體數(shù)據(jù)進行處理，生成穿刺針掃描 區(qū)域R1的顯示斷面ml中的MPR圖像數(shù)據(jù)Dl、穿刺針掃描區(qū)域R1 以及治療對象掃描區(qū)域R2中設定的顯示斷面m2中的MPR圖像數(shù)據(jù) D2、穿刺針掃描區(qū)域R1以及治療對象掃描區(qū)域R2中設定的顯示斷 面m3中的MPR圖像數(shù)據(jù)D3、穿刺針掃描區(qū)域Rl以及治療對象掃 描區(qū)域R2中的三維圖像數(shù)據(jù)D4 (圖9的步驟S6)。
接下來，顯示數(shù)據(jù)生成部8使用這些圖像數(shù)據(jù)生成顯示用數(shù)據(jù)， 并顯示在顯示部9的監(jiān)視器上(圖9的步驟S7)。
接下來，掃描控制部11在期間(tll-tl2)中，對發(fā)送延遲電 路212和接收延遲電路223中的延遲時間進行控制，而進行針對穿刺 針掃描區(qū)域R1的三維掃描(圖9的步驟S8),使用此時新得到的體 數(shù)據(jù)，更新在期間(t10-tll)中取得的穿刺針掃描區(qū)域R1中的體數(shù) 據(jù)(圖9的步驟S5)。
然后，通過同樣的步驟進行使用了在期間(tlO-tll)中取得的 治療對象掃描區(qū)域R2中的體數(shù)據(jù)和在期間(tll-tl2)中更新的穿刺 針掃描區(qū)域Rl中的體數(shù)據(jù)的二維圖像數(shù)據(jù)以及三維圖像數(shù)據(jù)的生成 和顯示(圖9的步驟S6以及步驟S7)。
同樣地，通過期間(tl2-tl3)、期間(tl3-tl4)、期間(tl4 -t20)中的穿刺針掃描區(qū)域R1的三維掃描，依次更新該穿刺針掃描 區(qū)域R1中的體數(shù)據(jù)。然后，進行使用了在期間(tlO-tll)中取得的 治療對象掃描區(qū)域R2中的體數(shù)據(jù)和在上述各期間中更新的穿刺針掃 描區(qū)域Rl中的體數(shù)據(jù)的二維圖像數(shù)據(jù)以及三維圖像數(shù)據(jù)的生成和顯 示(圖9的步驟S5至步驟S8)。
而且，在期間(t20-t30)、期間(t30-t40)…中也反復進行 與期間(tl0-t20)同樣的三維掃描和圖像數(shù)據(jù)的生成以及顯示(圖 9的步驟S4至步驟S8)。
根據(jù)以上敘述的本發(fā)明的實施方式，可以在通過超聲波的三維掃描得到的圖像數(shù)據(jù)的觀察下，針對該患者刺入穿刺針時，大致同時觀 察治療對象掃描區(qū)域中的圖像數(shù)據(jù)和時間分辨率比該圖像數(shù)據(jù)高的 穿刺針掃描區(qū)域中的圖像數(shù)據(jù)。因此，針對治療對象部位的穿刺針的 正確刺入變得容易，穿刺治療中的安全性、效率提高，針對操作者、 患者的負擔減輕。
特別，大致同時顯示根據(jù)通過三維掃描取得的體數(shù)據(jù)生成的期望
斷面中的MPR圖像數(shù)據(jù)、薄層MPR圖像數(shù)據(jù)、或薄層MIP圖像數(shù) 據(jù)、三維圖像數(shù)據(jù)，而且以高的體速率更新這些圖像數(shù)據(jù)中的穿刺針 掃描區(qū)域的信息，所以可以更正確地捕捉向治療對象部位刺入的穿刺 針的狀態(tài)。
以上，對本發(fā)明的實施方式進行了敘述，但本發(fā)明不限于上述實 施方式，而可以進行變形而實施。例如，在上述實施方式中，敘述了 如圖4所示，將包含穿刺針15的刺入方向的斷面作為穿刺斷面Sb， 以該穿刺斷面Sb為基準而設定具有規(guī)定的切片厚度的穿刺針掃描區(qū) 域R1以及治療對象掃描區(qū)域R2的情況。除此以外，也可以如圖10A 所示，以與穿刺針15的刺入方向大致垂直的斷面為基準而設定穿刺 針掃描區(qū)域R1，并設定在刺入方向上與穿刺針掃描區(qū)域R1鄰接的兩 個治療對象掃描區(qū)域R2。在該情況下，在圖10B的區(qū)域(b-1)中 示出的薄層MPR圖像數(shù)據(jù)或薄層MIP圖像數(shù)據(jù)中，向治療對象部位 150刺入的穿刺針15的位置被顯示為點。因此，可以更正確地掌握針 對治療對象部位150的刺入位置。
另外，針對穿刺針掃描區(qū)域R1以及治療對象掃描區(qū)域R2的三 維掃描并不限于圖8所示的方法，例如也可以是圖11A以及圖11B 所示那樣的方法。例如如圖IIA所示，對治療對象掃描區(qū)域R2 (治 療對象掃描區(qū)域R21以及R22)進行了一次掃描之后，對穿刺針掃描 區(qū)域Rl進行多次掃描，接下來對治療對象掃描區(qū)域R2和穿刺針掃 描區(qū)域Rl進行掃描。這樣，通過使針對穿刺針掃描區(qū)域Rl的掃描 的頻率大于針對治療對象掃描區(qū)域R2的掃描的頻率，可以以更高的 體速率對穿刺針掃描區(qū)域Rl進行掃描。由此，可以生成時間分辨率良好的穿刺針掃描區(qū)域R1中的圖像數(shù)據(jù)。
另外，如圖11B所示，按照治療對象掃描區(qū)域R21、穿刺針掃 描區(qū)域R1、治療對象掃描區(qū)域R22、穿刺針掃描區(qū)域R1、…的順序， 對治療對象掃描區(qū)域R21 (或治療對象掃描區(qū)域R22)和穿刺針掃描 區(qū)域R1交替進行掃描。特別，根據(jù)圖11B所示的方法，雖然無法大 幅提高體速率，但以相等的時間間隔進行穿刺針掃描區(qū)域Rl中的三
維掃描。因此，可以利用通過該三維掃描取得的二維圖像數(shù)據(jù)、三維 圖像數(shù)據(jù)來觀察表示平滑的動作的穿刺針15。
另外，在上述實施方式中，未特別提到穿刺針掃描區(qū)域R1和治 療對象掃描區(qū)域R2中的掃描線密度，但如已經(jīng)敘述的那樣，本發(fā)明 的目的在于正確地捕捉向治療對象部位150刺入的穿刺針15的狀態(tài)。 即，對顯示出穿刺針15的穿刺針掃描區(qū)域R1，要求時間分辨率和空 間分辨率良好的二維圖像數(shù)據(jù)、三維圖像數(shù)據(jù)。因此，在掃描控制部 11中，要求用于以比治療對象掃描區(qū)域R2高的掃描線密度和體速率 對穿刺針掃描區(qū)域Rl進行三維掃描的控制。另外，上述的掃描線密 度與體速率(即時間分辨率) 一般處于矛盾關系，但通過將穿刺針掃 描區(qū)域Rl設定得較窄，可以容易地實現(xiàn)針對同時滿足了這些要求的 治療對象部位150的三維掃描。
作為一個例子，參照圖12和圖13對將與扇區(qū)掃描對應的超聲波 探測器用作超聲波探測器3時的空間分辨率的設定例子進行說明。在 圖12的俯視圖中，示出了與扇區(qū)掃描對應的超聲波探測器3中的振 動元件31的排列。例如，在與扇區(qū)掃描對應的超聲波探測器3中， 具有同一形狀以及同一大小的多個振動元件31在x-y平面中，以一 定的間隔二維地排列。
在使用該與扇區(qū)掃描對應的超聲波探測器3的情況下，掃描控制 部ll通過控制發(fā)送接收部2，以比治療對象掃描區(qū)域R2高的掃描線 密度對穿刺針掃描區(qū)域R1進行三維掃描。例如如圖13所示，掃描控 制部ll使穿刺針掃描區(qū)域Rl中的掃描線S的密度(針對每單位體積 的掃描線S的數(shù)量)高于治療對象掃描區(qū)域R2 (治療對象掃描區(qū)域R21以及R22)中的掃描線S的密度，而對穿刺針掃描區(qū)域Rl和治 療對象掃描區(qū)域R2進行三維掃描。通過這樣提高穿刺針掃描區(qū)域Rl 中的掃描線S的密度來進行三維掃描，可以生成空間分辨率良好的二 維圖像數(shù)據(jù)和三維圖像數(shù)據(jù)等。
另外，如上所述，以按照圖8、圖IIA或圖IIB所示的時序圖 的定時，執(zhí)行針對穿刺針掃描區(qū)域Rl以及治療對象掃描區(qū)域R2的 三維掃描和體數(shù)據(jù)的更新。這樣，通過按照圖8等所示的時序圖執(zhí)行 三維掃描和體數(shù)據(jù)的更新，并且使穿刺針掃描區(qū)域R1中的掃描線密 度高于治療對象掃描區(qū)域R2而進行三維掃描，可以生成時間分辨率 和空間分辨率良好的穿刺針掃描區(qū)域Rl中的二維圖像數(shù)據(jù)、三維圖 像數(shù)據(jù)。
另外，在將與凸型掃描對應或與線性掃描對應的超聲波探測器用 作超聲波探測器3的情況下，通過振動元件的排列，提高穿刺針掃描 區(qū)域R1中的空間分辨率。圖14示出該振動元件的排列的一個例子。 在圖14的俯視圖中，示出與凸型掃描或與線性掃描對應的超聲波探 測器3中的振動元件31的排列。例如，使與穿刺針掃描區(qū)域R1對應 的位置處的振動元件31的密度(針對每單位面積的振動元件31的數(shù) 量)高于與治療對象掃描區(qū)域R2 (治療對象掃描區(qū)域R21以及R22) 對應的位置處的振動元件31的密度(針對每單位面積的振動元件31 的數(shù)量)，而在二維x-y平面中二維地排列振動元件31。作為一個 例子，在x-y平面中排列的多個振動元件31中，使與穿刺針掃描區(qū) 域R1對應的中央位置處的振動元件31的密度高于與和穿刺針掃描區(qū) 域R1鄰接的兩個治療對象掃描區(qū)域R21以及R22對應的位置處的振 動元件31的密度，而排列多個振動元件31。另外，在圖14所示的例 子中，使與穿刺針掃描區(qū)域Rl對應的位置處的振動元件31的大小小 于與治療對象掃描區(qū)域R2對應的位置處的振動元件31的大小，而排 列多個振動元件31。
通過使用圖14所示的與凸型掃描對應或與線性掃描對應的超聲 波探測器3，在振動元件31排列的密度高的穿刺針掃描區(qū)域R1中，可以生成空間分辨率比治療對象掃描區(qū)域R2還高的二維圖像數(shù)據(jù)、 三維圖像數(shù)據(jù)。另外，在使用了與凸型掃描對應或與線性掃描對應的超聲波探測 器3的情況下，也如上所述以按照圖8、圖IIA或圖IIB所示的時序 圖的定時，進行三維掃描和體數(shù)據(jù)的更新。這樣，通過按照圖8等所 示的時序圖執(zhí)行三維掃描和體數(shù)據(jù)的更新，并且提高與穿刺針掃描區(qū) 域R1對應的位置處的振動元件31的密度而進行三維掃描，可以生成 時間分辨率和空間分辨率良好的穿刺針掃描區(qū)域Rl中的二維圖像數(shù) 據(jù)、三維圖像數(shù)據(jù)。另外，在圖14所示的例子中，提高了二維地排列的多個振動元 件31中的中央?yún)^(qū)域中的振動元件31的密度(針對每單位面積的振動 元件31的數(shù)量)，但也可以與穿刺針掃描區(qū)域R1的位置對應地改變 振動元件31的密度高的區(qū)域。例如，也可以提高二維地排列的多個 振動元件31中的端部附近的區(qū)域中的振動元件31的密度。另外，在 如圖14所示提高了中央?yún)^(qū)域中的振動元件31的密度的情況下，也可 以使超聲波束偏轉(zhuǎn)而進行發(fā)送接收，從而可以針對相對超聲波探測器 3具有角度的區(qū)域，生成空間分辨率良好的圖像數(shù)據(jù)。另外，在上述實施方式中，敘述了設定穿刺針掃描區(qū)域Rl、和 與該穿刺針掃描區(qū)域Rl鄰接的兩個治療對象掃描區(qū)域R21以及R22 的情況。除此以外，治療對象掃描區(qū)域也可以是其中的某一個，并且 治療對象掃描區(qū)域R21以及R22也可以具有不同的切片厚度。而且， 敘述了在輸入部12的切片厚度設定部121中設定穿刺針掃描區(qū)域R1 的切片厚度和治療對象掃描區(qū)域R21以及R22的切片厚度的情況， 但也可以使用在系統(tǒng)控制部13的存儲電路等中預先保管的切片厚度 的數(shù)據(jù)。另外，敘述了使用B模式數(shù)據(jù)和彩色多普勒數(shù)據(jù)來生成體數(shù)據(jù) 的情況，但也可以使用其中某一個或其他超聲波數(shù)據(jù)來生成體數(shù)據(jù)。 而且，敘述了支援穿刺治療的超聲波診斷，但也可以是支援使用了穿 刺針15的檢查的超聲波圖像取得裝置。另夕卜，在圖7中，敘述了使用MPR圖像數(shù)據(jù)的顯示斷面的設定， 但也可以代替MPR圖像數(shù)據(jù)而使用薄層MPR圖像數(shù)據(jù)、薄層MIP 圖像數(shù)據(jù)來進行顯示斷面的設定。另外，在圖1中，敘述了穿刺針被安裝在穿刺接頭中的情況，但 即使在穿刺針未被安裝于穿刺接頭中的情況下，也可以在無針導向器 的狀態(tài)下一邊觀察穿刺針的圖像一邊運用本方案。另外，在圖6所示 的內(nèi)插處理部53中，將不等間隔的體素內(nèi)插于各向同性的體素中， 但也可以在圖像數(shù)據(jù)生成部6的二維圖像數(shù)據(jù)生成部61或三維圖像 數(shù)據(jù)生成部62中進行該處理。
權利要求
1.一種超聲波圖像取得裝置，該超聲波圖像取得裝置根據(jù)通過針對使用了穿刺針的檢查或治療的對象部位的超聲波的三維掃描得到的體數(shù)據(jù)，生成圖像數(shù)據(jù)，其特征在于，具備掃描控制部，設定包含上述穿刺針對上述對象部位的刺入方向的第1三維掃描區(qū)域和與上述第1三維掃描區(qū)域鄰接的一個或多個第2三維掃描區(qū)域，對針對上述第1三維掃描區(qū)域以及上述第2三維掃描區(qū)域的三維掃描進行控制；體數(shù)據(jù)生成部，根據(jù)通過上述三維掃描從上述第1三維掃描區(qū)域以及上述第2三維掃描區(qū)域得到的接收信號，生成體數(shù)據(jù)；圖像數(shù)據(jù)生成部，通過對上述體數(shù)據(jù)進行處理而生成圖像數(shù)據(jù)；以及顯示部，顯示上述圖像數(shù)據(jù)，其中，上述掃描控制部進行用于以比上述第2三維掃描區(qū)域高的體速率對上述第1三維掃描區(qū)域進行三維掃描的控制。
2. —種超聲波圖像取得裝置，該超聲波圖像取得裝置根據(jù)通過 針對使用了穿刺針的檢查或治療的對象部位的超聲波的三維掃描得 到的體數(shù)據(jù)，生成圖像數(shù)據(jù)，其特征在于，具備掃描控制部，設定包含上述穿刺針對上述對象部位的刺入方向的 第1三維掃描區(qū)域和與上述第1三維掃描區(qū)域鄰接的一個或多個第2 三維掃描區(qū)域，對針對上述第l三維掃描區(qū)域以及上述第2三維掃描 區(qū)域的三維掃描進行控制；體數(shù)據(jù)生成部，根據(jù)通過上述三維掃描從上述第l三維掃描區(qū)域 以及上述第2三維掃描區(qū)域得到的接收信號，生成體數(shù)椐；圖像數(shù)據(jù)生成部，通過對上述體數(shù)據(jù)進行處理而生成圖像數(shù)據(jù)；以及顯示部，顯示上述圖像數(shù)據(jù)，其中，上述掃描控制部進行用于以比上述第2三維掃描區(qū)域高的掃描線密度對上述第1三維掃描區(qū)域進行掃描的控制。
3. 根據(jù)權利要求l所述的超聲波圖像取得裝置，其特征在于， 上述掃描控制部以比上述第2三維掃描區(qū)域高的體速率，進行用于對上述第1三維掃描區(qū)域進行三維掃描的控制，并且以比上述第2 三維掃描區(qū)域高的掃描線密度，進行用于對上述第l三維掃描區(qū)域進 行掃描的控制。
4. 根據(jù)權利要求l所述的超聲波圖像取得裝置，其特征在于，基準的規(guī)定切片厚;的穿刺針掃描區(qū)域設定為上述第e 1、三維掃描區(qū) 域，將在上述穿刺斷面的法線方向上與上述穿刺針掃描區(qū)域鄰接的規(guī) 定切片厚度的治療對象掃描區(qū)域設定為上述第2三維掃描區(qū)域。
5. 根據(jù)權利要求l所述的超聲波圖像取得裝置，其特征在于， 上述圖像數(shù)據(jù)生成部通過對在上述第1三維掃描區(qū)域中取得的體數(shù)據(jù)、或在上述第l三維掃描區(qū)域和上述第2三維掃描區(qū)域中取得 的體數(shù)據(jù)進行處理，生成MPR圖像數(shù)據(jù)、薄層MPR圖像數(shù)據(jù)、薄 層MIP圖像數(shù)據(jù)以及三維圖像數(shù)據(jù)中的至少某一個。
6. 根據(jù)權利要求5所述的超聲波圖像取得裝置，其特征在于， 上述圖像數(shù)據(jù)生成部通過針對包含上述穿刺針的刺入方向的穿刺斷面的法線方向計算在上述第l三維掃描區(qū)域中取得的上述體數(shù)據(jù) 的平均體素值，生成上述薄層MPR圖像數(shù)據(jù)。
7. 根據(jù)權利要求5所述的超聲波圖像取得裝置，其特征在于， 上述圖像數(shù)據(jù)生成部通過針對包含上述穿刺針的刺入方向的穿刺斷面的法線方向抽取在上述第l三維掃描區(qū)域中取得的上述體數(shù)據(jù) 的最大體素值，生成上述薄層MIP圖像數(shù)椐。
8. 根據(jù)權利要求5所述的超聲波圖像取得裝置，其特征在于， 上述圖像數(shù)據(jù)生成部合成在上述第1三維掃描區(qū)域中取得的體數(shù)據(jù)和在上述第2三維掃描區(qū)域中取得的體數(shù)據(jù)，上述圖像數(shù)據(jù)生成 部通過對上述合成的體數(shù)據(jù)進行繪制處理而生成上述三維圖像數(shù)據(jù)。
9. 根據(jù)權利要求5所述的超聲波圖像取得裝置，其特征在于，上述圖像數(shù)據(jù)生成部合成在上述第1三維掃描區(qū)域中取得的體數(shù)據(jù)和在上述第2三維掃描區(qū)域中取得的體數(shù)據(jù)，上述圖像數(shù)據(jù)生成MPR圖像數(shù)據(jù)。
10. 根據(jù)權利要求9所述的超聲波圖像取得裝置，其特征在于， 還具備使用上迷薄層MPR圖像數(shù)據(jù)或上述薄層MIP圖像數(shù)據(jù)對上述合成的體數(shù)據(jù)設定顯示斷面的顯示斷面設定部，上述圖像數(shù)據(jù)生成部抽取上述合成的體數(shù)據(jù)的上述顯示斷面中 的體素值而生成上述MPR圖像數(shù)據(jù)。
11. 根據(jù)權利要求IO所述的超聲波圖像取得裝置，其特征在于， 上述顯示斷面設定部設定與包含上述穿刺針的刺入方向的薄層斷面正交的一個或多個上述MPR斷面。
全文摘要
本發(fā)明提供一種超聲波圖像取得裝置。對包含患者的治療對象部位的三維區(qū)域，以包含穿刺針的刺入方向的斷面(穿刺斷面)為基準，設定具有切片厚度(d1)的穿刺針掃描區(qū)域(R1)。接下來，在與穿刺斷面大致垂直的y方向上，設定與穿刺針掃描區(qū)域(R1)鄰接的具有切片厚度(d2)的兩個治療對象掃描區(qū)域(R2)(R21以及R22)。然后，根據(jù)通過使用了超聲波的第1三維掃描取得的穿刺針掃描區(qū)域(R1)中的體數(shù)據(jù)和通過以比第1三維掃描低的體速率進行的第2三維掃描取得的治療對象掃描區(qū)域(R2)中的體數(shù)據(jù)，進行以穿刺支援為目的的圖像數(shù)據(jù)的生成。
文檔編號A61B8/00GK101601590SQ200910137898
公開日2009年12月16日 申請日期2009年5月6日 優(yōu)先權日2008年6月9日
發(fā)明者山形仁 申請人:株式會社東芝;東芝醫(yī)療系統(tǒng)株式會社