JP4668592B2 - Body cavity probe device - Google Patents
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Description
本発明は、位置、方位を検出可能とした体腔内プローブ装置に関する。 The present invention relates to a body cavity probe device capable of detecting a position and an orientation .
生体内に超音波を送波し、生体組織からの反射波を受波して生体の状態を画像として観察する超音波診断装置は、生体内の様子をリアルタイムで観察できるため広く普及している。
その際に、超音波画像で観察している位置と方位を検出し、検出した位置と方位と超音波診断装置から取得する複数の２次元の超音波画像とから３次元画像を構築し、腫瘍や血流を含んだ組織を３次元画像により診断したり、複数方向の超音波画像を構築し、複数方向の超音波画像で診断する超音波診断装置が提案されている。
また、診断を支援するために、超音波画像で観察している位置と方位を検出することにより、生体内の各器官、各組織の既知の解剖学的な位置関係を案内するガイド画像を表示する超音波診断装置も提案されている。
2. Description of the Related Art Ultrasonic diagnostic apparatuses that transmit ultrasonic waves into a living body, receive reflected waves from living tissue, and observe the state of the living body as an image are widely used because they can observe the state of the living body in real time. .
At that time, the position and direction observed in the ultrasonic image are detected, and a three-dimensional image is constructed from the detected position and direction and a plurality of two-dimensional ultrasonic images acquired from the ultrasonic diagnostic apparatus. In addition, an ultrasonic diagnostic apparatus has been proposed that diagnoses a tissue including blood flow or blood flow using a three-dimensional image, constructs a multi-directional ultrasonic image, and diagnoses the multi-directional ultrasonic image.
In addition, to assist diagnosis, a guide image that guides the known anatomical positional relationship between each organ and each tissue in the living body is displayed by detecting the position and orientation observed in the ultrasound image. An ultrasonic diagnostic apparatus has also been proposed.
これらの超音波診断装置のうち例えば特開２００３−１８０６９７号公報においては、超音波プローブの先端部に複数のコイルからなる、磁気ソースまたは磁気センサが設けてあり、走査面の位置と方位を検出することによって、正確な３次元画像を構築することができる超音波診断装置が提案されている。
また、特開２００１−１４５６３０号公報においては、直交三方向に向く三軸コイルからなる位置センサを先端部に設けた位置センサプローブと、内視鏡に設けられた体内挿入部側の開口部と体外操作部側の開口部と連結するチャンネルと、位置センサプローブをチャンネルの体内操作部側の開口に回転を防止した状態で挿入可能な位置センサ固定部材とが設けた超音波診断装置が開示されている。
Among these ultrasonic diagnostic apparatuses, for example, in Japanese Patent Application Laid-Open No. 2003-180697, a magnetic source or a magnetic sensor composed of a plurality of coils is provided at the tip of an ultrasonic probe, and the position and orientation of a scanning plane are detected. Thus, an ultrasonic diagnostic apparatus that can construct an accurate three-dimensional image has been proposed.
Further, in Japanese Patent Laid-Open No. 2001-145630, a position sensor probe provided with a position sensor composed of a triaxial coil oriented in three orthogonal directions at the distal end, and an opening on the body insertion portion side provided in the endoscope, Disclosed is an ultrasonic diagnostic apparatus provided with a channel connected to an opening on the external operation unit side, and a position sensor fixing member capable of inserting the position sensor probe into the opening on the internal operation unit side of the channel while preventing rotation. ing.
そして、この従来例では、位置センサプローブをチャンネルに挿通して、磁場により位置センサの位置情報を取得する。この位置センサ固定部材は鉗子チャンネルの体内挿入部側開口部の非円形断面部に係合する非円形断面部を設けている。
また、特開２００４−１１３６２９号公報においては、超音波プローブの走査面の位置と方位を検出することによって、正確なガイド画像を表示する方法が開示されている。 しかし、これらの超音波診断装置の超音波走査面位置検出手段には、２個以上の単軸コイルまたは２軸以上の太径コイルを採用するのが通例となっており、超音波プローブの大型化は避けられなかった。
In this conventional example, the position sensor probe is inserted into the channel, and the position information of the position sensor is acquired by the magnetic field. This position sensor fixing member is provided with a non-circular cross-sectional portion that engages with the non-circular cross-sectional portion of the opening on the body insertion portion side of the forceps channel.
Japanese Patent Application Laid-Open No. 2004-113629 discloses a method for displaying an accurate guide image by detecting the position and orientation of the scanning surface of an ultrasonic probe. However, it is customary to employ two or more single-axis coils or two or more large-diameter coils as the ultrasonic scanning plane position detection means of these ultrasonic diagnostic apparatuses. Conversion was inevitable.
２個以上の単軸コイルまたは２軸以上の太径コイルを採用する理由は、上述の３次元画像、複数方向の超音波画像、ガイド画像を構築する用途で用いる超音波画像の位置及び方位を求めるためには、超音波画像の位置についての３つの自由度、及び方位についての３つの自由度の計６つの自由度の情報を検出する必要があるが、単軸のコイルを１個設けるだけでは６つの自由度の全てを検出することはできないためである。
何故なら、単軸のコイルを巻線の軸のまわりに回転させてもコイルを流れる電流で励起される磁場の磁束、もしくは磁場により誘起される電流は変化しないため、結局、単軸のコイルでは５自由度までしか検出することができないためである。
それを避けるために、特開２００１−１５７６７９号公報においては、体腔内に挿入される超音波プローブの先端部に設けるコイルを１つにし、そのコイルを超音波プローブの内部で回転させて２つの異なる方向に設定することにより、先端部を小型化できる挿入性の良い超音波診断装置が提案されている。
This is because the magnetic flux excited by the current flowing through the coil or the current induced by the magnetic field does not change even if the single-axis coil is rotated around the winding axis. This is because only 5 degrees of freedom can be detected.
In order to avoid this, in Japanese Patent Application Laid-Open No. 2001-157679, one coil is provided at the tip of an ultrasonic probe inserted into a body cavity, and the coil is rotated inside the ultrasonic probe to obtain two There has been proposed an ultrasonic diagnostic apparatus with good insertability that can reduce the tip by setting in different directions.
しかし、特開２００１−１５７６７９号公報で開示されている超音波診断装置には、以下の問題点があった。
第１に、超音波プローブ自身を湾曲させるワイヤ以外に、コイルを回転させるための回動操作用ワイヤを２本以上、もしくはモータを新たに内蔵させる必要があり、構造が複雑になり、超音波プローブ先端部の小型化の妨げになっていた。
また、コイルが回転するスペースが必要であるため、超音波プローブ先端部を小型化するためには、コイルの径とコイル軸方向の長さを共に小さくする必要があり、Ｓ／Ｎ比の低下が起きてしまっていた。そのため、超音波プローブの小型化と高い位置検出精度を両立させることは実現することが困難であるという問題があった。
However, the ultrasonic diagnostic apparatus disclosed in Japanese Patent Laid-Open No. 2001-157679 has the following problems.
First, in addition to the wire that bends the ultrasonic probe itself, it is necessary to incorporate two or more rotation operation wires for rotating the coil or a new motor, which complicates the structure, This hindered miniaturization of the probe tip.
In addition, since a space for rotating the coil is required, in order to reduce the size of the tip of the ultrasonic probe, it is necessary to reduce both the diameter of the coil and the length in the coil axial direction, resulting in a decrease in the S / N ratio. Had happened. For this reason, there is a problem that it is difficult to achieve both miniaturization of the ultrasonic probe and high position detection accuracy.
第２に、コイルの回転を、超音波振動子の回転と同期させるため、回動操作用ワイヤを高速で進退移動しなくてはならず、この操作に十分な耐久性を持ったワイヤとコイル信号線が必要となり、現実的でないという問題があった。
（発明の目的）
本発明は、このような事情に鑑みてなされたもので、小型でかつ高い精度で位置及び方位を検出することができ、これを超音波プローブ装置に適用すれば、高い精度で超音波画像或いは超音波操作面の位置及び方位を検出することができる体腔内プローブ装置を提供することを目的とする。
Secondly, in order to synchronize the rotation of the coil with the rotation of the ultrasonic transducer, the rotating operation wire must move back and forth at high speed, and the wire and coil have sufficient durability for this operation. There was a problem that a signal line was required and it was not realistic.
(Object of invention)
The present invention has been made in view of such circumstances, and can detect a position and an orientation with a small size and high accuracy . If this is applied to an ultrasonic probe device, an ultrasonic image or It is an object of the present invention to provide a body cavity probe device capable of detecting the position and orientation of an ultrasonic operation surface .
本発明の一態様による体腔内プローブ装置は、
体腔内に挿入する挿入部を備える体腔内プローブと、
前記体腔内プローブの位置および方位を検出する検出手段と、
前記検出手段を構成し、前記体腔内プローブの位置および方位を検出するための信号を発生または受信する検出素子と、
体腔内における前記体腔内プローブの変位に応じて変位する前記検出素子の変更前の位置または方位と、変更後の位置または方位とに基づいて当該体腔内プローブの基準方位を算出する基準方位算出手段と、
前記基準方位算出手段により算出された前記基準方位に基づいて、当該基準方位の算出後に変位する前記検出素子により検出される前記体腔内プローブの方位を補正する補正値を算出する補正値算出手段と、
前記補正値算出手段により算出された補正値に応じて、前記補正値算出手段による前記基準方位の算出後に、前記検出素子により検出される前記体腔内プローブの方位を補正する体腔内プローブ方位補正手段と、
を具備したことを特徴とする。
An in-vivo probe device according to an aspect of the present invention includes:
An intracorporeal probe comprising an insertion portion for insertion into the body cavity;
Detection means for detecting the position and orientation of the intracavity probe;
A detection element that constitutes the detection means and generates or receives a signal for detecting the position and orientation of the probe in the body cavity;
Reference azimuth calculating means for calculating the reference azimuth of the probe in the body cavity based on the position or azimuth before the change and the position or azimuth after the change of the detection element that is displaced according to the displacement of the probe in the body cavity in the body cavity When,
Correction value calculation means for calculating a correction value for correcting the azimuth of the probe in the body cavity detected by the detection element displaced after calculation of the reference azimuth based on the reference azimuth calculated by the reference azimuth calculation means; ,
In-vivo probe orientation correcting means for correcting the orientation of the body cavity probe detected by the detection element after the calculation of the reference orientation by the correction value calculating means in accordance with the correction value calculated by the correction value calculating means. When,
It is characterized by comprising.
本発明によれば、小型でかつ高い精度で位置及び方位を検出することができ、これを超音波プローブ装置に適用すれば、高い精度で超音波画像或いは超音波操作面の位置及び方位を検出することができる。 According to the present invention, the position and orientation can be detected with a small size and high accuracy, and if this is applied to an ultrasonic probe device, the position and orientation of an ultrasonic image or ultrasonic operation surface can be detected with high accuracy. can do.
以下、図面を参照して本発明の実施例を説明する。 Embodiments of the present invention will be described below with reference to the drawings.
図１ないし図３は本発明の実施例１に係り、図１は本発明の実施例１の超音波診断装置の全体構成を示し、図２は超音波内視鏡の先端部を真っ直ぐな状態及びＵＰ方向に湾曲させた状態を示し、図３は実施例１の作用をフローチャートで示す。
本実施例の超音波診断装置の構成を図１に示す。なお、本発明は、図１に示す構成に限定されるものでない。
本実施例では超音波プローブをラジアル走査式超音波内視鏡として説明する。また、本実施例は、ユーザーがラジアル走査式超音波内視鏡を挿入軸のまわりに回転させずに、ラジアル走査式超音波内視鏡を進退させて超音波診断に使用する形態である。
FIGS. 1 to 3 relate to the first embodiment of the present invention, FIG. 1 shows the overall configuration of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the first embodiment of the present invention, and FIG. 2 shows the straight end of the ultrasonic endoscope. FIG. 3 is a flowchart showing the operation of the first embodiment.
The configuration of the ultrasonic diagnostic apparatus of this embodiment is shown in FIG. The present invention is not limited to the configuration shown in FIG.
In this embodiment, the ultrasonic probe is described as a radial scanning ultrasonic endoscope. Further, in this embodiment, the user scans and advances the radial scanning ultrasonic endoscope for ultrasonic diagnosis without rotating the radial scanning ultrasonic endoscope around the insertion axis.
図１に示すように本実施例の超音波診断装置１は、機械式にラジアル走査を行う超音波プローブとしてのラジアル走査式超音波内視鏡２と、超音波画像（或いは超音波走査面）の位置及び方位を検出する位置方位検出装置３と、超音波送波の駆動を行うと共に、超音波エコー信号に対する画像処理を行い、超音波画像を生成する超音波画像処理装置４と、各種の指示入力操作等を行うキーボード５と、超音波画像の表示を行うモニタ６とを有する。
ラジアル走査式超音波内視鏡２は、被検者の体腔内に挿入される細長の挿入部７と、この挿入部７の後端に付けられ、ユーザーが把持して操作を行う操作部８とを有する。
挿入部７は、その先端に設けられたステンレス等の硬質の材質からなる先端部１１と、この先端部１１の後端に隣接して設けられた湾曲自在の湾曲部１２と、この湾曲部１２の後端から操作部８の前端に至る長尺の可撓部１３とを有する。
As shown in FIG. 1, the ultrasonic
The radial scanning
The
操作部８には、図１に示すように湾曲操作用の湾曲ノブ１５が設けてあり、この湾曲ノブ１５は、矢印方向Ａで示すように回動可能であり、この湾曲ノブ１５を回動することにより、１対の湾曲用ワイヤ１６の一方を牽引、他方を弛緩させて、湾曲部１２を湾曲することができる。
湾曲部１２は、複数の湾曲駒１７がリベット等により回動可能に連結して構成されており、また最先端の湾曲駒１７には、１対の湾曲用ワイヤ１６の先端が固定され、その後端は操作部８内に設けたスプロケット１４に架け渡してある。
このスプロケット１４の回転軸には、湾曲ノブ１５の中心軸と連結されており、ユーザーは、湾曲ノブ１５を回動することにより、湾曲用ワイヤ１６を介して牽引された湾曲用ワイヤ１６側の方向に湾曲部１２を湾曲できるようにしている。
As shown in FIG. 1, the
The
The rotation axis of the
なお、図１では上下、或いは左右方向の１対の湾曲用ワイヤ１６を示しているが、この１対の湾曲用ワイヤ１６と直交する方向にも図示しない１対の湾曲用ワイヤ１６等が設けてあり、ユーザーは、湾曲ノブ１５を操作することにより、上下、左右の任意の方向に湾曲部１２を湾曲することができる。
図１では省略しているが先端部１１には、体腔内に照明光を照明する照明窓と、照明された部位を光学的に結像するレンズを取り付けた観察窓とが設けてある。
図２（Ａ）は先端部１１を拡大した図であり、図２（Ａ）のＵＰ方向、ＤＯＷＮ方向、ＲＩＧＨＴ方向は、観察窓から得られる光学像の上、下、右の各方向に相当する。そして、湾曲部１２は、これらの３方向にＲＩＧＨＴ方向と正反対の図示しないＬＥＦＴ方向を加えた４方向のうちの任意の方向に湾曲可能となっている。
1 shows a pair of
Although omitted in FIG. 1, the
2A is an enlarged view of the
なお、図２（Ａ）におけるＵＰ方向等と共に示す時計の時間方向は、そのＵＰ方向等における表示される超音波画像における方位を示す。例えば、観察窓から観察されるＵＰ方向の部分における超音波画像での表示の際の方位は６時方向となる。
図１に示すように先端部１１には、超音波を送受波する超音波送受手段としての超音波振動子１８と、その近傍に固定され、位置及び方位検出用の送信コイル１９とを備え、超音波振動子１８は、可撓性を有する中空のフレキシブルシャフト２１を介して操作部８に設けられた回転駆動用のモータ２２に接続され、図１のブロック矢印の方向Ｂに回転される。
Note that the time direction of the timepiece shown together with the UP direction and the like in FIG. 2A indicates the direction in the displayed ultrasonic image in the UP direction and the like. For example, the azimuth when displaying an ultrasonic image in the UP direction portion observed from the observation window is 6 o'clock.
As shown in FIG. 1, the
また、この超音波振動子１８は、信号線を介して超音波内視鏡２の外部の超音波画像処理装置４と接続される。そして、超音波振動子１８は、超音波画像処理装置４からパルス状の送信駆動電圧（送信駆動信号））により駆動されて、体腔内の対象部位側に超音波を送波する。
また、超音波振動子１８は、対象部位側で反射された反射超音波を受波して電気信号に変換した超音波エコー信号を超音波画像処理装置４に送信する。
上記のように超音波振動子１８は、フレキシブルシャフト２１と共に、モータ２２により回転され、その回転と共に、フレキシブルシャフト２１或いは挿入部７の挿入軸に垂直な平面内に沿って、放射状に超音波の送受を繰り返す。
The
Further, the
As described above, the
本実施例では、所謂、ラジアル走査を実施し、挿入部７に垂直な平面の２次元超音波画像に必要な超音波信号を得られるような構成となっている。
モータ２２は、このモータ２２の回転軸の角度を検出するロータリエンコーダ２３と接続され、このロータリエンコーダ２３により検出されたモータ２２の回転軸の角度の情報は、信号線を介して超音波画像処理装置４に出力される。
また、モータ２２は、制御線により超音波画像処理装置４と接続され、制御線による回転制御信号によりモータ２２は回転動作が制御される。
また、本実施例では、先端部１１における超音波振動子１８の近傍には、超音波画像（或いは超音波走査面）の位置及び方位を検出する信号を発生する検出素子として送信コイル１９が設けてある。
In this embodiment, so-called radial scanning is performed, and an ultrasonic signal necessary for a two-dimensional ultrasonic image on a plane perpendicular to the
The
The
In the present embodiment, a
この送信コイル１９は、挿入部７の挿入軸方向に巻線の軸が固定されており、巻線の軸が超音波振動子１８のラジアル走査の走査面に対して垂直となっている。この送信コイル１９は、挿入部７内に挿通された信号線２４を介して超音波内視鏡２の外部に配置された位置方位検出装置３と接続され、位置方位検出装置３からコイル励起信号が供給されることにより位置検出用の交流磁場を発生する。
この位置方位検出装置３は、送信コイル１９と信号線２４により接続されるとともに、空間的に所定の位置に固定された向きの異なる複数の受信コイル２５とも接続されている。複数の受信コイル２５は、送信コイル１９により発生される交流磁場の信号を受信して、その受信した信号を位置方位検出装置３に出力する。
The
The position /
この位置方位検出装置３は、送信コイル１９及び受信コイル２５とにより超音波画像の位置及び方位を検出する検出手段を形成する。
超音波画像処理装置４は、超音波画像と関連付けてその位置及び方位の情報を記録するハードディスクドライブ（以下、単にＨＤＤ）２６と、送信コイル１９の一時的な位置情報等を記憶するメモリ２７とを内蔵している。
In the position /
The ultrasonic
キーボード５には、超音波走査の開始を指示すると共に、開始指示後は走査の停止の指示をする走査制御キー５ａ、新たな位置検出の指示入力等を行う補正キー５ｂ、湾曲させた方向の指示入力を行う湾曲方向キー５ｃ等が設けられており、ユーザーは、キーボード５を操作することによって超音波画像処理装置４を外部からコントロールすることができる。
モニタ６は、超音波画像処理装置４からの出力される超音波画像を表示する。なお、図１の各矢印線は、以下の通りの信号、データの流れを示す。
The
The monitor 6 displays the ultrasonic image output from the ultrasonic
実線は、位置に関わる信号・データの流れ、
破線は、超音波に関わる信号・データの流れ、
太線は、最終的な表示画像に関わる信号・データの流れ、
曲線は、それ以外の制御に関わる信号・データの流れを示す。
The solid line shows the flow of signals and data related to the position.
The broken line shows the flow of signals and data related to ultrasound.
The thick line shows the flow of signals and data related to the final display image.
The curve shows the flow of signals and data related to other controls.
本実施例においては、以下に説明するように１つの送信コイル１９におけるその位置を検出することにより超音波の走査面（超音波画像）の位置を検出できるようにすると共に、湾曲部１２を所定方向に湾曲した状態と真っ直ぐにした状態とに設定して、送信コイル１９の位置を変化させ、その変化前後における送信コイル１９の位置から超音波振動子１８による超音波の走査面（超音波画像）の基準となる基準方位を算出できるようにしている。
また、上記検出した位置及び方位の初期状態で検出した方位及び算出した基準方位を用いることにより、以後（挿入軸の回りで回転させないで）挿入軸方向に挿入部７を進退させながら超音波送受波した場合に得られる新たな超音波画像の基準方位を算出できるようにしている。
In the present embodiment, as described below, the position of one ultrasonic wave scanning surface (ultrasonic image) can be detected by detecting the position of one
Further, by using the detected orientation and the calculated reference orientation in the initial state of the detected position and orientation, ultrasonic transmission / reception is performed while the
次に本実施例の作用を説明する。
まず、位置方位検出装置３の作用を説明する。
図１に示すように位置方位検出装置３は、送信コイル１９に対して、信号線２４によりコイル励起信号として交流電流を送り、交流磁場を励起させる。受信コイル２５は、送信コイル１９からの交流磁場を検出し、検出した磁場を位置検出の電気信号（位置電気信号という）に変換して位置方位検出装置３に出力する。
そして、位置方位検出装置３は、原点Ｏを受信コイル２５上に定義する。具体的には、ユーザーが被検者を検査する実際の空間上に配置される受信コイル２５上に、直交座標軸Ｏ−ｘｙｚとその正規直交基底（各軸方向の単位ベクトル）ｉ、ｊ、ｋを右手系で設定する。
Next, the operation of this embodiment will be described.
First, the operation of the position /
As shown in FIG. 1, the position /
Then, the position /
そして、位置方位検出装置３は、位置電気信号を基に、ｔを時間にとり、ｔの関数として、送信コイル１９の位置・方位データを算出し、超音波画像処理装置４へ出力する。本実施例の位置・方位データは、図２（Ａ）に示した以下のベクトルの各方向成分である。 送信コイル１９の位置Ｃ（ｔ）の位置ベクトルＯＣ（ｔ）の直交座標軸Ｏ−ｘｙｚに対する各方向成分
送信コイル１９の巻線の軸方向を示す単位方向ベクトルＶ（ｔ）の直交座標軸Ｏ−ｘｙｚに対する各方向成分
次に、超音波画像処理装置４の作用を説明する。
ユーザーが、キーボード５の走査制御キー５ａを押して、超音波走査の開始を指示すると、超音波画像処理装置４は、その走査開始の指示を受けてモータ２２に回転のＯＮ／ＯＦＦを制御する回転制御信号を出力する。
Then, the position /
When the user presses the scanning control key 5a of the
モータ２２は、この回転制御信号を受けて回転を開始する。この回転は、フレキシブルシャフト２１を介して超音波振動子１８に伝わる。超音波振動子１８は、体腔内で回転しながら、超音波の送波と反射波の受波とを繰り返して、各反射波を電気的な超音波エコー信号に変換する。
すなわち、超音波振動子１８は、挿入部７の挿入軸と垂直な平面内で放射状に超音波の送受波を行う、所謂ラジアルスキャンを実施する。
そして、超音波画像処理装置４は、超音波振動子１８により受波した反射超音波から音響電気変換された超音波エコー信号と、ロータリエンコーダ２３から出力されるモータ２２の回転軸の角度の出力値とから、超音波振動子１８の１回転のラジアルスキャンに対し、挿入部７の挿入軸に垂直な１枚のデジタル化した２次元超音波画像を作成する。
The
That is, the
Then, the ultrasonic
この際、超音波画像処理装置４は、２次元超音波画像を、図２（Ａ）に示す先端部１１の挿入方向（図２（Ａ）ではＶ（ｔ）に相当）とは正反対の方向から見た画像として作成し、さらに、ロータリエンコーダ２３からの角度の出力値をもとに、２次元超音波画像の１２時方向を図２（Ａ）に示すＤＯＷＮ方向に向けて作成する。
その結果、図２（Ａ）に示す通り、２次元超音波画像の１２時方向はＤＯＷＮ方向に、３時方向はＲＩＧＨＴ方向に、６時方向はＵＰ方向に、図示しない９時方向は図示しないＬＥＦＴ方向に一致する。
超音波画像処理装置４は、位置方位検出装置３からの位置・方位データ、すなわち受信コイル２５の位置ベクトルＯＣ（ｔ）および単位方向ベクトルＶ（ｔ）の直交座標軸Ｏ−ｘｙｚに対する各方向成分より、「２次元超音波画像の位置および方位」を算出する。
At this time, the ultrasonic
As a result, as shown in FIG. 2A, the 12 o'clock direction of the two-dimensional ultrasound image is the DOWN direction, the 3 o'clock direction is the RIGHT direction, the 6 o'clock direction is the UP direction, and the 9 o'clock direction (not shown) is not shown. Matches the LEFT direction.
The ultrasonic
送信コイル１９は、先端部１１の超音波振動子１８の近傍に固定されているので、その位置は超音波振動子１８のラジアル走査の中心と考えてよく、送信コイル１９の位置ベクトルＯＣ（ｔ）は、結局、２次元超音波画像の中心の位置ベクトルと考えて実質的に差し支えない。
また、送信コイル１９は、挿入部７の挿入軸方向に巻線の軸が固定されており、巻線の軸が超音波振動子１８のラジアル走査の走査面に対して垂直となっているため、単位方向ベクトルＶ（ｔ）は、結局、２次元超音波画像の法線の単位方向ベクトルと考えて実質的に差し支えない。
そこで、本実施例では、上記送信コイル１９の位置ベクトルＯＣ（ｔ）、単位方向ベクトルＶ（ｔ）、そして後述する２次元超音波画像の特定方位或いは基準方位（或いは基準方向）としての１２時方向を示す単位方向ベクトルＶ１２（ｔ）（以下、単に１２時方向ベクトル）とを併せ、以下を「２次元超音波画像の位置および方位」とする。
Since the
In addition, the
Therefore, in the present embodiment, the position vector OC (t) of the
２次元超音波画像の中心の位置ベクトルＯＣ（ｔ）の直交座標軸Ｏ−ｘｙｚに対する各方向成分
２次元超音波画像の法線の単位方向ベクトルＶ（ｔ）の直交座標軸Ｏ−ｘｙｚに対する各方向成分
２次元超音波画像の１２時方向ベクトルＶ１２（ｔ）の直交座標軸Ｏ−ｘｙｚに対する各方向成分
そして、超音波画像処理装置４は、この２次元超音波画像の位置および方位と２次元超音波画像を同期して関連付けて、超音波画像処理装置４内のＨＤＤ２６へ書き込む。
また、ユーザーは、ラジアル走査式超音波内視鏡２の挿入部７を挿入軸方向に前進或いは後退させることにより、２次元ラジアル走査を挿入軸方向に移動して３次元走査することができる。
Each direction component with respect to the orthogonal coordinate axis O-xyz of the center position vector OC (t) of the two-dimensional ultrasonic image Each direction component with respect to the orthogonal coordinate axis O-xyz of the normal unit direction vector V (t) of the two-dimensional ultrasonic image Each direction component of the 12 o'clock direction vector V 12 (t) of the two-dimensional ultrasonic image with respect to the orthogonal coordinate axis O-xyz And the ultrasonic
In addition, the user can move the two-dimensional radial scan in the direction of the insertion axis and perform the three-dimensional scan by moving the
この場合、送信コイル１９の位置及び方位を検出し、挿入部７を回転させないようにすることにより、「２次元超音波画像の位置及び方位」を算出することができるようにしている。
In this case, the “position and orientation of the two-dimensional ultrasonic image” can be calculated by detecting the position and orientation of the
そして、超音波画像処理装置４は、ＨＤＤ２６内の２次元超音波画像を２次元超音波画像の位置および方位をもとに配置し、画像間を補間処理し、（２次元超音波画像は勿論、）３次元画像を構築し、モニタ６へ出力する。
Then, the ultrasonic
また、ユーザーは、キーボード５の所定のキーを押すことによって、構築した３次元画像を任意の断面で切断した２次元超音波断層画像として表示したり、任意の範囲の体積計測をすることも可能となっている。
モニタ６は、構築された３次元画像等を表示する。
次に、図３のフローチャートにしたがって、実際の使用例に即して本実施例の超音波診断装置１の作用の詳細を説明する。
本フローチャートは、２次元超音波画像と、２次元超音波画像の位置および方位のＨＤＤ２６への記録までを示したものである。この実施例では送信コイル１９が１個であるため、送信コイル１９の巻き線軸のまわりに回転させた場合でも、送信コイル１９の発生する磁束に変化がないため、受信コイル２５では送信コイル１９の回転角度を検出することができない。
The user can also display the constructed three-dimensional image as a two-dimensional ultrasonic tomographic image obtained by cutting an arbitrary section by pressing a predetermined key on the
The monitor 6 displays the constructed three-dimensional image or the like.
Next, according to the flowchart of FIG. 3, the details of the operation of the ultrasonic
This flowchart shows the recording of the two-dimensional ultrasonic image and the position and orientation of the two-dimensional ultrasonic image to the
すなわち、ラジアル走査式超音波内視鏡２をその先端部１１の挿入軸方向のまわりに回転させた場合、超音波画像処理装置４から入力された２次元超音波画像の１２時方向が決まらない。
そのため、画像取得時に２次元超音波画像の１２時方向を示す単位方向ベクトルＶ１２（ｔ）（以下、単に１２時方向ベクトル）の直交座標軸Ｏ−ｘｙｚに対する各方向成分を以下のように算出する。ただし、ステップＳ−１からステップＳ−１０の間、ユーザーは、ラジアル走査式超音波内視鏡２を挿入軸まわりに回転させないように、ラジアル走査式超音波内視鏡２を進退させる。次に図３を参照して、各ステップＳ−１からステップＳ−１０までの処理を順次説明する。
That is, when the radial scanning
Therefore, each direction component with respect to the orthogonal coordinate axis O-xyz of the unit direction vector V 12 (t) (hereinafter, simply “12 o'clock direction vector) indicating the 12 o'clock direction of the two-dimensional ultrasound image at the time of image acquisition is calculated as follows. . However, during step S-1 to step S-10, the user advances and retracts the radial scanning
ステップＳ−１
実際の使用の手順では、超音波画像処理装置１は、はじめに１２時方向ベクトルの初期値を算出する。そのため、ユーザーは、ラジアル走査式超音波内視鏡２の挿入部７を体腔内に挿入し、先端部１１を関心領域に設定する。
そして、操作部８にある湾曲ノブ１５を回動し、例えば図２（Ｂ）に示すように先端部１１がＵＰ方向へ向くよう、ラジアル走査式超音波内視鏡２の湾曲部１２を湾曲させた状態にし、キーボード５の湾曲方向キー５ｃを押して、湾曲させた方向がＵＰ方向、ＤＯＷＮ方向、ＲＩＧＨＴ方向、ＬＥＦＴ方向のうちＵＰ方向であることの指示入力をする。 超音波画像処理装置４は、その指示を検知すると、位置方位検出装置３から入力された送信コイル１９の位置Ｃ’の位置ベクトルＯＣ’、単位方向ベクトルＶ’の直交座標軸Ｏ−ｘｙｚに対する各方向成分を、内部のメモリ２７に記憶する。そして、次のステップＳ−２の処理に移る。
Step S-1
In the actual use procedure, the ultrasonic
Then, the bending
ステップＳ−２
ユーザーは、再びラジアル走査式超音波内視鏡２の操作部８にある湾曲ノブ１５を回動し、図２（Ｂ）に示すようにラジアル走査式超音波内視鏡２の湾曲部１２を真っ直ぐに戻した状態で、キーボード５の補正キー５ｂを押して、補正を指示する。
超音波画像処理装置４は、この補正の指示を検知すると、この時刻をｔ＝０にとり、位置方位検出装置３から入力された送信コイル１９の位置ベクトルＯＣ（０）、単位方向ベクトルＶ（０）の直交座標軸Ｏ−ｘｙｚに対する各方向成分をメモリ２７に記憶する。そして、次のステップＳ−３の処理に移る。
Step S-2
The user again turns the bending
When the ultrasonic
ステップＳ−３
超音波画像処理装置４は、メモリ２７から位置ベクトルＯＣ’、ＯＣ（０）、単位方向ベクトルＶ’、Ｖ（０）の直交座標軸Ｏ−ｘｙｚに対する各方向成分を読み出し、１２時方向ベクトルＶ１２（ｔ）の初期値Ｖ１２（０）を算出する。
図２（Ａ）のように、２次元超音波画像の１２時方向がＵＰ方向の反対であるＤＯＷＮ方向であるため、算出する１２時方向ベクトルの時刻ｔ＝０での初期値Ｖ１２（０）の直交座標軸Ｏ−ｘｙｚに対する各方向成分は下式を用いて算出される。
まず、ｔ＝０での単位方向ベクトルＶ（０）と、単位方向ベクトルＶ’の外積により、これら２つのベクトルに直交する２次元超音波画像の時刻ｔ＝０での３時方向を示す単位方向ベクトルＶ０３（０）を
Ｖ０３（０）＝Ｖ（０）×Ｖ’／｜Ｖ（０）×Ｖ’｜
として求める。
Step S-3
The ultrasonic
As shown in FIG. 2A, since the 12 o'clock direction of the two-dimensional ultrasound image is the DOWN direction opposite to the UP direction, the initial value V 12 (0) of the calculated 12 o'clock direction vector at time t = 0. ) Of each direction component with respect to the orthogonal coordinate axis O-xyz is calculated using the following equation.
First, a unit indicating the 3 o'clock direction at time t = 0 of a two-dimensional ultrasound image orthogonal to these two vectors by the outer product of the unit direction vector V (0) at t = 0 and the unit direction vector V ′. The direction vector V 03 (0) is changed to V 03 (0) = V (0) × V ′ / | V (0) × V ′ |.
Asking.
単位方向ベクトルＶ（０）と、上式で求めた３時方向の単位方向ベクトルＶ０３（０）の外積から、１２時方向ベクトルＶ１２（ｔ）の初期値Ｖ１２（０）を
Ｖ１２（０）＝Ｖ（０）×Ｖ０３（０）
として求める。
上記説明では、湾曲させた方向がＵＰ方向の場合で説明したが、湾曲させた方向がＤＯＷＮ方向として場合も同様に算出できる。ＤＯＷＮ方向の場合も同様に、以下のようになる。
From the outer product of the unit direction vector V (0) and the 3 o'clock direction unit direction vector V 03 (0) obtained by the above equation, the initial value V 12 (0) of the 12 o'clock direction vector V 12 (t) is represented by V 12. (0) = V (0) × V 03 (0)
Asking.
In the above description, the case where the curved direction is the UP direction has been described, but the same calculation can be made when the curved direction is the DOWN direction. The same applies to the DOWN direction.
Ｖ０３（０）＝Ｖ’×Ｖ（０）／｜Ｖ’×Ｖ（０）｜
Ｖ１２（０）＝Ｖ（０）×Ｖ０３（０）
湾曲させた方向がＬＥＦＴ方向の場合は、ＬＥＦＴ方向が３時方向の逆になるため、以下のようになる。
Ｖ１２（０）＝Ｖ’×Ｖ（０）／｜Ｖ’×Ｖ（０）｜
湾曲させた方向がＲＩＧＨＴ方向の場合も同様に、以下のようになる。
V 03 (0) = V ′ × V (0) / | V ′ × V (0) |
V 12 (0) = V (0) × V 03 (0)
When the curved direction is the LEFT direction, the LEFT direction is the reverse of the 3 o'clock direction, so the following is obtained.
V 12 (0) = V ′ × V (0) / | V ′ × V (0) |
Similarly, the curved direction is the RIGHT direction as follows.
Ｖ１２（０）＝Ｖ（０）×Ｖ’／｜Ｖ（０）×Ｖ’｜
なお、この他に例えば湾曲部１２をＵＰ方向とＤＯＷＮ方向にそれぞれ同じ湾曲角度だけ湾曲した状態の各送信コイル１９の位置検出結果から１２時方向ベクトルＶ１２（ｔ）の初期値Ｖ１２（０）を算出しても良い。つまり、湾曲部１２による２つの湾曲状態から超音波画像或いは超音波走査の基準方位（方向）を算出するようにしても良い。
ステップＳ−３の処理を行った後、次のステップＳ−４の処理に移る。
V 12 (0) = V (0) × V ′ / | V (0) × V ′ |
In addition, for example, the initial value V 12 (0) of the 12 o'clock direction vector V 12 (t) is obtained from the position detection result of each transmitting
After performing the process of step S-3, the process proceeds to the next step S-4.
ステップＳ−４
ユーザーは、キーボード５の走査制御キー５ａを押して、走査開始を指示する。すると、超音波画像処理装置４は、次のステップＳ−５の処理を行う。
ステップＳ−５
超音波画像処理装置４は、走査開始の指示を受けてモータ２２に対して回転のＯＮ／ＯＦＦを制御する回転制御信号（この場合、回転ＯＮ）を出力する。モータ２２は、回転制御信号を受けて回転をする。この回転は、フレキシブルシャフト２１を介して超音波振動子１８に伝えられる。
超音波振動子１８は、体腔内で回転しながら、超音波の送波と反射波の受波とを繰り返して、ラジアルスキャンを実施する。そして、次のステップＳ−６，Ｓ−７の処理に移る。
Step S-4
The user presses the scan control key 5a on the
Step S-5
Upon receiving an instruction to start scanning, the ultrasonic
The
ステップＳ−６
ラジアル走査が実行されると、送信コイル１９が励起した交流磁場を受信コイル２５が受信し、位置方位検出装置３は、送信コイル１９の位置・方向データ、すなわち位置ベクトルＯＣ（ｔ）、単位方向ベクトルＶ（ｔ）の直交座標軸Ｏ−ｘｙｚに対する各方向成分を逐次時間の経過と共に作成し、超音波画像処理装置４へ出力していく。
ステップＳ−７
同時に、超音波画像処理装置４は、超音波振動子１８により反射波から変換された超音波エコー信号と、ロータリエンコーダ２３から出力されるモータ２２の回転軸の角度の出力値とから、２次元超音波画像を逐次時間の経過と共に作成していく。そして、次のステップＳ−８の処理に移る。
Step S-6
When the radial scanning is executed, the
Step S-7
At the same time, the ultrasonic
ステップＳ−８
超音波画像処理装置４は、位置方位検出装置３から入力された送信コイル１９の位置ベクトルＯＣ（ｔ）、単位方向ベクトルＶ（ｔ）の直交座標軸Ｏ−ｘｙｚに対する各方向成分から、１２時方向ベクトルＶ１２（ｔ）の直交座標軸Ｏ−ｘｙｚに対する各方向成分を算出する。
そして、「２次元超音波画像の位置および方位」すなわち、送信コイル１９の位置ベクトルＯＣ（ｔ）、単位方向ベクトルＶ（ｔ）、１２時方向ベクトルＶ１２（ｔ）の直交座標軸Ｏ−ｘｙｚに対する各方向成分と、２次元超音波画像とを同期して関連付けてＨＤＤ２６へ記録する。以下、１２時方向ベクトルＶ１２（ｔ）の直交座標軸Ｏ−ｘｙｚに対する各方向成分を算出する方法を詳述する。
Step S-8
The ultrasonic
The “position and orientation of the two-dimensional ultrasound image”, that is, the position vector OC (t) of the
ユーザーがラジアル走査式超音波内視鏡２を挿入軸まわりに回転させないと、超音波画像処理装置４が算出する１２時方向ベクトルＶ１２（ｔ）は次の条件を満たす。
（ａ）１２時方向ベクトルＶ１２（ｔ）は、送信コイル１９の巻線の軸方向を示す単位方向ベクトルＶ（ｔ）と垂直である。つまり、Ｖ１２（ｔ）⊥Ｖ（ｔ）
（ｂ）１２時方向ベクトルＶ１２（ｔ）は、ｔ＝０での１２時方向ベクトルＶ１２（０）と単位方向ベクトルＶ（０）を含む平面内に存在する。
そして、（ｂ）の条件から、１２時方向ベクトルＶ１２（ｔ）について、ａをある定数として下式が成り立つ。
If the user does not rotate the radial scanning
(A) The 12 o'clock direction vector V 12 (t) is perpendicular to the unit direction vector V (t) indicating the axial direction of the winding of the
(B) The 12 o'clock direction vector V 12 (t) exists in a plane including the 12 o'clock direction vector V 12 (0) and the unit direction vector V (0) at t = 0.
Then, from the condition (b), the following equation holds for the 12 o'clock direction vector V 12 (t), where a is a constant.
Ｖ１２（ｔ）＝｛Ｖ１２（０）＋ａＶ（０）｝／｜Ｖ１２（０）＋ａＶ（０）｜ …（１） （ａ）より、垂直な２つのベクトルの内積は０になるので、下式が成り立つ。 V 12 (t) = {V 12 (0) + aV (0)} / | V 12 (0) + aV (0) | (1) From (a), the inner product of two vertical vectors is 0. The following equation holds.
Ｖ１２（ｔ）・Ｖ（ｔ）＝０ …（２） （１）を（２）に代入すると、下式が成り立つ。
｛Ｖ１２（０）＋ａＶ（０）｝・Ｖ（ｔ）＝０
Ｖ１２（０）・Ｖ（ｔ）＋ａＶ（０）・Ｖ（ｔ）＝０
ａ＝−Ｖ１２（０）・Ｖ（ｔ）／｛Ｖ（０）・Ｖ（ｔ）｝ …（３）
（３）を（１）に代入すると、下式が成り立つ。
{V 12 (0) + aV (0)} · V (t) = 0
V 12 (0) · V (t) + aV (0) · V (t) = 0
a = −V 12 (0) · V (t) / {V (0) · V (t)} (3)
Substituting (3) into (1) gives the following equation.
超音波画像処理装置４は、（４）式から、１２時方向ベクトルＶ１２（ｔ）の直交座標軸Ｏ−ｘｙｚに対する各方向成分を算出する。そして、次のステップＳ−９に移る。
The ultrasonic
ステップＳ−９
ユーザーがキーボード５の走査制御キー５ａを押して、走査終了を指示したかを超音波画像処理装置４は判断する。ユーザーが指示した場合は、ＹＥＳとなって、次のステップＳ−１０の処理へ進む。それ以外の場合は、ステップＳ−５の処理へジャンプし、上述した処理を繰り返す。
ステップＳ−１０
超音波画像処理装置４は、ラジアル走査を停止するための回転制御信号をモータ２２へ出力する。そして、モータ２２は、回転を停止する。超音波振動子１８は、超音波ビームのラジアル走査を停止する。
上記ステップＳ−６からステップＳ−８の間にラジアル走査式超音波内視鏡２を手を使って進退させたりして走査面を変化させていくと、上記の一連の処理が繰り返されるので、２次元超音波画像と、２次元超音波画像の位置および方位とは、互いに関連付けられ、３次元画像を構築するのに必要な分だけ連続してＨＤＤ２６に記録されることになる。
Step S-9
The ultrasonic
Step S-10
The ultrasonic
If the scanning plane is changed by moving the radial scanning
本実施例は、以下の効果を有する。
このような構成および作用をする本実施例によれば、超音波内視鏡２を湾曲させることにより内蔵された１個の送信コイル１９を図２（Ｂ）に示したＵＰ方向等の湾曲時と湾曲部１２が真っ直ぐな時の２方向に向けることにより、２次元超音波画像の中心の位置や法線方向だけでなく、２次元超音波画像の基準となる基準方向（特定方向）としての例えば１２時方向を算出することができる。
このように、湾曲部１２を湾曲させた状態と、真っ直ぐにした状態にすることにより、先端部１１内に配置された送信コイル１９の方位を比較的に大きく変化させることができ、従って、両状態での各位置の算出結果から２次元超音波画像或いは超音波走査面における１２時方向を精度良く算出することができる。
This embodiment has the following effects.
According to the present embodiment having such a configuration and action, one
Thus, by setting the bending
また、本実施例によれば、ユーザーが３次元画像を構築する際に、超音波内視鏡２を軸方向を中心に回転させないように移動することにより、挿入軸と直交する基準となる方向としての例えば、超音波画像の１２時方向が分かり、正確な３次元画像が構築可能となる。
また、本実施例によれば、送信コイル１９を２個内蔵する必要が無く（１つで済み）、内視鏡に装備されている湾曲機能を利用したことにより、先端部１１を小型にでき、挿入性の良い位置検出機能を持った超音波内視鏡２を実現可能となる。このことにより、体腔内に超音波内視鏡２を挿入する際に被検者に与える苦痛を軽減することが可能となる。
Further, according to the present embodiment, when the user constructs a three-dimensional image, the reference direction orthogonal to the insertion axis is obtained by moving the
Further, according to the present embodiment, it is not necessary to incorporate two transmission coils 19 (only one is required), and the
つまり、本実施例によれば、超音波プローブの挿入部における特に先端部を小型にでき、しかも精度良く超音波画像の位置及び基準方位を検出することができる超音波診断装置を実現できる。
次に本実施例の変形例を説明する。
上記実施例１では、超音波振動子１８と送信コイル１９を内蔵した専用のラジアル走査式超音波内視鏡２で構成したが、その構成は図１に示したものに限定されるものでない。 例えば、送信コイル１９を内蔵し、挿入部７内に挿通された管路として鉗子チャンネルを設けた内視鏡を用い、細径の超音波プローブを鉗子チャンネルに挿通した構成にしても良い。
That is, according to the present embodiment, it is possible to realize an ultrasonic diagnostic apparatus that can reduce the size of the tip portion of the insertion portion of the ultrasonic probe, and can detect the position and reference orientation of the ultrasonic image with high accuracy.
Next, a modification of this embodiment will be described.
In the first embodiment, the dedicated radial scanning
また、挿入部内の管路として２本の鉗子チャンネルを持つ内視鏡を用い、１つのチャンネルに細径の超音波プローブを、もう一方のチャンネルに１個の送信コイルを持つ細径の位置検出プローブを挿通した構成にしても良い。
さらに本実施例のように超音波振動子１８を内蔵した超音波プローブとして、挿入部内の管路として鉗子チャンネルを設けたラジアル走査式超音波内視鏡に、細径の位置検出プローブを鉗子チャンネルに挿通した構成にしても良い。
これらの位置検出プローブを用いる変形例では、送信コイルが１個で良いため、送信コイルを持つ位置検出プローブも細径にでき、細径の鉗子チャンネルでも使用できる。
また、本実施例では、送信コイル１９の巻き線の軸方向がラジアル走査式超音波内視鏡２の挿入軸方向になるように内蔵したが、挿入軸に垂直な向きでなければ、どの方向でも良い。そのため、内視鏡内に空きスペースに合わせた設計が可能になる。
In addition, an endoscope having two forceps channels is used as a conduit in the insertion section, and a small-diameter position detection having a small-diameter ultrasonic probe in one channel and one transmission coil in the other channel. You may make it the structure which penetrated the probe.
Further, as in this embodiment, as an ultrasonic probe incorporating the
In the modified examples using these position detection probes, since only one transmission coil is required, the position detection probe having the transmission coil can be reduced in diameter, and can be used even in a small forceps channel.
In the present embodiment, the
また、本実施例では、送信コイル１９をラジアル走査式超音波内視鏡２の先端部１１に設け、送信コイル１９が交流磁場を励起し、送信コイル１９とは別に設けた受信コイル２５が交流磁場を検出し、位置方位検出装置３が受信コイル２５が出力する位置電気信号を基に送信コイル１９の位置・方位データを算出して出力するようにした。
そして、超音波画像処理装置４が位置・方位データを基に２次元超音波画像の位置および方位を算出するよう構成したが、検出素子としての送信コイル１９と受信コイル２５との配置位置を逆にして、１つの受信コイル２５を先端部１１に設け、複数の送信コイル１９を外部の所定位置に配置し、位置電気信号より受信コイル２５の位置・方位データを算出するよう構成しても良い。
また、本実施例では、超音波画像処理装置４を外部からコントロールする手段として、キーボード５を用いたが、例えばマウスやトラックボールなどを用いて画面上のメニューを選択する方法でも良い。
In this embodiment, the
The ultrasonic
In the present embodiment, the
また、本実施例では、送信コイル１９の単位方向ベクトルを使用して１２時方向ベクトルの初期値の算出を行ったが、送信コイル１９の位置ベクトルを使用しても良い。例えば、ユーザーが湾曲させた方向がＵＰ方向の場合には、図２（Ｂ）に示すように、算出する１２時方向ベクトルの初期値Ｖ１２（０）の直交座標軸Ｏ−ｘｙｚに対する各方向成分は下式を用いて算出される。
まず、位置ベクトルＯＣ’と、位置ベクトルＯＣ（０）の差により、ベクトルＣ（０）Ｃ’を求める。
Ｃ（０）Ｃ’＝ＯＣ’−ＯＣ（０）
ｔ＝０での単位ベクトルＶ（０）と、ベクトルＣ（０）Ｃ’の外積により、２つのベクトルに直交する３時方向ベクトルＶ０３（０）を求める。
In this embodiment, the initial value of the 12 o'clock direction vector is calculated using the unit direction vector of the
First, a vector C (0) C ′ is obtained from the difference between the position vector OC ′ and the position vector OC (0).
C (0) C ′ = OC′−OC (0)
A three o'clock direction vector V 03 (0) orthogonal to the two vectors is obtained from the outer product of the unit vector V (0) at t = 0 and the vector C (0) C ′.
Ｖ０３（０）＝Ｖ（０）×Ｃ（０）Ｃ’
単位ベクトルＶ（０）と、上式で求めた３時方向ベクトルＶ０３（０）の外積から、ｔ＝０での１２時方向ベクトルＶ１２（０）を求める。
Ｖ１２（０）＝Ｖ（０）×Ｖ０３（０）
湾曲させる方向をＵＰ方向でなく、ＤＯＷＮ方向とした場合も同様に、以下のようになる。
Ｖ０３（０）＝Ｃ（０）Ｃ’×Ｖ（０）
Ｖ１２（０）＝Ｖ（０）×Ｖ０３（０）
湾曲させる方向がＬＥＦＴ方向の場合は、ＬＥＦＴ方向が３時方向の逆になるため、以下のようになる。
V 03 (0) = V (0) × C (0) C ′
From the outer product of the unit vector V (0) and the 3 o'clock direction vector V 03 (0) obtained by the above equation, the 12 o'clock direction vector V 12 (0) at t = 0 is obtained.
V 12 (0) = V (0) × V 03 (0)
Similarly, when the bending direction is not the UP direction but the DOWN direction, the following occurs.
V 03 (0) = C (0) C ′ × V (0)
V 12 (0) = V (0) × V 03 (0)
When the bending direction is the LEFT direction, the LEFT direction is the reverse of the 3 o'clock direction, so the following is obtained.
Ｖ１２（０）＝Ｃ（０）Ｃ’×Ｖ（０）
湾曲させる方向がＲＩＧＨＴ方向の場合も同様に、以下のようになる。
Ｖ１２（０）＝Ｖ（０）×Ｃ（０）Ｃ’
V 12 (0) = C (0) C ′ × V (0)
Similarly, when the bending direction is the RIGHT direction, the following is performed.
V 12 (0) = V (0) × C (0) C ′
次に本発明の実施例２を説明する。図４は、本発明の実施例２のラジアル走査式超音波内視鏡２Ｂの構成を示す。まず、その構成を図４を参照して説明する。
本実施例は、図１に示す実施例１のラジアル走査式超音波内視鏡２とは以下の点が異なる。
本実施例のラジアル走査式超音波内視鏡２Ｂには、挿入部７内の管路として円形の断面を持つ鉗子チャンネル３１が設けられている。この鉗子チャンネル３１は、ラジアル走査式超音波内視鏡２Ｂの先端部１１で突出口３２として開口している。
鉗子チャンネル３１には、細径で可撓性のある材質からなる位置検出プローブ３３が挿通され、着脱可能に固定され、この位置検出プローブ３３の後端側は、位置方位検出装置３に接続されいる。
Next, a second embodiment of the present invention will be described. FIG. 4 shows a configuration of a radial scanning ultrasonic endoscope 2B according to the second embodiment of the present invention. First, the configuration will be described with reference to FIG.
The present embodiment differs from the radial scanning
The radial scanning
A
この位置検出プローブ３３には、この位置検出プローブ３３を直線状に延ばしたときに、２個の送信コイルが巻き線軸が一直線上になるように間隔を空けて内蔵されていて、先端から順に１番送信コイル１９ａ、２番送信コイル１９ｂとなっている。
１番送信コイル１９ａと２番送信コイル１９ｂとは位置方位検出装置３に接続される。鉗子チャンネル３１の突出口３２には、ＵＰ方向に向かって緩やかな曲がりが付けられている。
その他の構成は実施例１と同じである。
次に本実施例の作用を説明する。
In this
The first transmission coil 19 a and the
Other configurations are the same as those of the first embodiment.
Next, the operation of this embodiment will be described.
本実施例は、実施例１とは１２時方向ベクトルＶ１２（ｔ）を算出する作用が異なる。以下、異なる箇所のみ説明する。
ユーザーが位置検出プローブ３３を鉗子チャンネル３１から所定の位置まで先端を出すと、位置検出プローブ３３は突出口３２に付けられた緩やかな曲がりにより、１番送信コイル１９ａの巻き線軸が、鉗子チャンネル３１内にある２番送信コイル１９ｂの巻き線軸に対して、ＵＰ方向に傾きを持つ形状になる。この時、２番送信コイル１９ｂの巻き線軸は、挿入部７の挿入軸方向に平行である。
位置方位検出装置３は、位置検出プローブ３３中の２個の送信コイル１９ａ、１９ｂをそれぞれ異なる周波数で励磁する。受信コイル２５は、送信コイル１９ａ、１９ｂからの交流磁場を検出し、検出した磁場を位置電気信号に変換して位置方位検出装置３に出力する。
The present embodiment is different from the first embodiment in calculating the 12 o'clock direction vector V 12 (t). Only different parts will be described below.
When the user pushes the tip of the
The position /
位置方位検出装置３は、受信コイル２５から入力された位置電気信号を周波数ごとに分解することで、どの送信コイルの磁場を検出して得た位置電気信号なのかを分離する。そして、位置方位検出装置３は、分離された各位置電気信号を基にして、送信コイル１９ａ、１９ｂの位置・方位データを算出し、算出した位置・方位データを超音波画像処理装置４に出力する。
ここで、本実施例では原点Ｏを受信コイル２５上に定義して、ユーザーが被検者を検査する実際の空間上に直交座標軸Ｏ−ｘｙｚとその正規直交基底（各軸方向の単位ベクトル）ｉ、ｊ、ｋを固定する。
そして、位置方位検出装置３は、位置電気信号を基に、ｔを時間として、ｔの関数として、送信コイル１９ａ、１９ｂの位置・方位データを算出し、超音波画像処理装置４へ出力する。本実施例の位置・方位データは、図５（Ａ）に示した以下のベクトルの各方向成分である。
The position /
Here, in this embodiment, the origin O is defined on the receiving
Then, the position /
１番送信コイル１９ａの位置Ｃ１（ｔ）の位置ベクトルＯＣ１（ｔ）の直交座標軸Ｏ−ｘｙｚに対する各方向成分
１番送信コイル１９ａの巻線の軸方向を示す単位方向ベクトルＶ１（ｔ）の直交座標軸Ｏ−ｘｙｚに対する各方向成分
２番送信コイル１９ｂの位置Ｃ２（ｔ）の位置ベクトルＯＣ２（ｔ）の直交座標軸Ｏ−ｘｙｚに対する各方向成分
２番送信コイル１９ｂの巻線の軸方向を示す単位方向ベクトルＶ２（ｔ）の直交座標軸Ｏ−ｘｙｚに対する各方向成分
次に、図６のフローチャートにしたがって、実際の使用例に即して超音波画像処理装置４の作用を、実施例１と異なる箇所を説明する。
Each direction component of the position vector OC 1 (t) of the position C 1 (t) of the first transmission coil 19a with respect to the orthogonal coordinate axis O-xyz Unit direction vector V 1 (t ) orthogonal coordinate axes the position of each direction component
本実施例では位置検出プローブ３３を超音波内視鏡２Ｂの鉗子チャンネル３１の突出口３２から出すことにより２個の送信コイル１９ａ、１９ｂに角度を付けているため、位置検出プローブ３３の先端（１番送信コイル１９ａ）の突出口３２から出る方向が凡そ挿入部７の挿入軸方向とＵＰ方向とを含む面内にあると仮定することで先端部１１の挿入軸まわりの回転角を検出することができる。
その検出法を、ステップＳ−１３に示す。しかし、位置検出プローブ３３は可撓性があるので、１番送信コイル１９ａの突出口３２から出る方向が正確に挿入部７の挿入軸方向とＵＰ方向とを含む面内にあるとは言えず、ユーザーが位置検出プローブ３３を鉗子チャンネル３１に出し入れする度に、突出口３２から出る方向が変化することもある。
In the present embodiment, since the
The detection method is shown in step S-13. However, since the
そのため、本実施例のようにユーザーが体腔内で位置検出プローブ３３を必要に応じて鉗子チャンネル３１に挿通することで、２次元超音波画像の位置および方位を検出する使用法では、位置検出プローブ３３の２個の送信コイル１９ａ、１９ｂの単位方向ベクトルだけから正確な１２時方向ベクトルを得ることは困難であり、補正を行う必要がある。この補正のために、湾曲部１２の湾曲を利用する。以下、図６の最初のステップＳ−１１から順次、処理内容を説明する。
ステップＳ−１１
ユーザーが超音波内視鏡２Ｂの先端部１１を関心領域に持っていき、操作部８にある湾曲ノブ１５を回動し、例えば図５（Ｂ）に示すように先端部１１がＵＰ方向へ向くよう、ラジアル走査式超音波内視鏡２Ｂの湾曲部１２を湾曲させた状態にする。
Therefore, in the method of detecting the position and orientation of the two-dimensional ultrasonic image by inserting the
Step S-11
The user brings the
そして、キーボード５の湾曲方向キー５ｃを押して、湾曲させた方向がＵＰ方向、ＤＯＷＮ方向、ＲＩＧＨＴ方向、ＬＥＦＴ方向のうちＵＰ方向であることを指示入力する。 なお、図６に示すようにキーボード５の湾曲方向キー５ｃで指示入力する代わりに、マウス１０で指示入力を行うようにしても良い。以下で説明するステップＳ−１２，Ｓ−１４でも同様である。
超音波画像処理装置４は、指示を検知すると、位置方位検出装置３から入力された２番送信コイル１９ｂの位置Ｃ’の位置ベクトルＯＣ’、単位方向ベクトルＶ’の直交座標軸Ｏ−ｘｙｚに対する各方向成分を内部のメモリ２７に記憶する。そして、次のステップＳ−１２に進む。
Then, the curving direction key 5c of the
When the ultrasonic
ステップＳ−１２
ユーザーは、再びラジアル走査式超音波内視鏡２Ｂの操作部８にある湾曲ノブ１５を回動し、図５（Ｂ）に示すようにラジアル走査式超音波内視鏡２Ｂの湾曲部８を真っ直ぐに戻した状態で、キーボード５の補正キー５ｂを押して、補正を指示する。
超音波画像処理装置４は、補正の指示を検知すると、この時刻をｔ＝０にとり、位置方位検出装置３から入力された１番送信コイル１９ａの位置ベクトルＯＣ１（０）、単位方向ベクトルＶ１（０）、２番送信コイル１９ｂの位置ベクトルＯＣ２（０）、単位方向ベクトルＶ２（０）の直交座標軸Ｏ−ｘｙｚに対する各方向成分を超音波画像処理装置４の内部のメモリ２７に記憶する。そして、次のステップＳ−１３に進む。
ステップＳ−１３
超音波画像処理装置４は、メモリ２７から１番送信コイル１９ａの位置ベクトルＯＣ１（０）、単位方向ベクトルＶ１（０）、２番送信コイル１９ｂの位置ベクトルＯＣ’、ＯＣ２（０）、単位方向ベクトルＶ’、Ｖ２（０）の直交座標軸Ｏ−ｘｙｚに対する各方向成分を読み出し、１２時方向ベクトルの補正値ｃｏｓθ、ｓｉｎθを以下のように算出する。
Step S-12
The user again turns the bending
When the ultrasonic
Step S-13
The ultrasonic
ここで、θは補正前後で得られる２つの１２時方向ベクトルの間の角度である。また、補正方向が、２次元超音波画像において反時計回りの時にθの符号を正とする。
図５（Ｂ）のように、超音波内視鏡の先端部１１の軸方向の単位ベクトルＶ２（０）と、ＵＰ方向に湾曲させた時の先端部の方向Ｖ’の外積により、２つのベクトルに直交する２次元超音波画像の時刻ｔ＝０での正確な３時方向を示す単位方向ベクトルＶ０３（０）を求める。
Ｖ０３（０）＝Ｖ２（０）×Ｖ’／｜Ｖ２（０）×Ｖ’｜
先端部１１の軸方向の単位方向ベクトルＶ２（０）と、上式で求めた３時方向の単位方向ベクトルＶ０３（０）の外積から、時刻ｔ＝０での正確な１２時方向ベクトルＶ１２（０）を求める。
Ｖ１２（０）＝Ｖ２（０）×Ｖ０３（０）
次に、１番送信コイル１９ａの突出口３２から出る方向が正確に挿入部７の挿入軸方向とＵＰ方向とを含む面内にあるとは言えないことに起因する、誤差を含む３時方向を示す単位方向ベクトルＶ０３’（０）を、位置検出プローブ３３の２個の送信コイル１９ａ、１９ｂの単位方向ベクトルから求める。
Here, θ is an angle between two 12 o'clock direction vectors obtained before and after correction. Further, when the correction direction is counterclockwise in the two-dimensional ultrasonic image, the sign of θ is positive.
As shown in FIG. 5B, by the outer product of the axial unit vector V 2 (0) of the
V 03 (0) = V 2 (0) × V ′ / | V 2 (0) × V ′ |
From the cross product of the unit direction vector V 2 (0) in the axial direction of the
V 12 (0) = V 2 (0) × V 03 (0)
Next, the 3 o'clock direction including an error due to the fact that the direction exiting from the
１番送信コイル１９ａの突出口３２から出る方向が、凡そ挿入部７の挿入軸方向とＵＰ方向とを含む面内にあると仮定して、下式が成り立つ。
つまり、単位方向ベクトルＶ０３’（０）を下式
Ｖ０３’（０）＝Ｖ２（０）×Ｖ１／｜Ｖ２（０）×Ｖ１｜
から求める。
続いて、単位ベクトルＶ２（０）に垂直な２次元超音波画像の平面上で求めた３つのベクトルＶ１２（０）、Ｖ０３（０）、Ｖ０３’（０）を表すと図７のようになる。この平面内で、１２時方向ベクトルＶ１２（０）の補正値となるｃｏｓθ、ｓｉｎθを算出する。
ｃｏｓθは、２つのベクトルＶ０３（０）とＶ０３’（０）の内積Ｖ０３（０）・Ｖ０３’（０）を取ることにより算出する。
Assuming that the direction from the
That is, the unit direction vector V 03 ′ (0) is expressed by the following expression V 03 ′ (0) = V 2 (0) × V 1 / | V 2 (0) × V 1 |
Ask from.
Subsequently, three vectors V 12 (0), V 03 (0), and V 03 ′ (0) obtained on the plane of the two-dimensional ultrasound image perpendicular to the unit vector V 2 (0) are represented in FIG. become that way. Within this plane, cos θ and sin θ that are correction values of the 12 o'clock direction vector V 12 (0) are calculated.
cos θ is calculated by taking an inner product V 03 (0) · V 03 ′ (0) of two vectors V 03 (0) and V 03 ′ (0).
｜Ｖ０３（０）｜｜Ｖ０３’（０）｜ｃｏｓθ＝Ｖ０３（０）・Ｖ０３’（０）
ｃｏｓθ＝Ｖ０３（０）・Ｖ０３’（０）／｜Ｖ０３（０）｜｜Ｖ０３’（０）｜
＝Ｖ０３（０）・Ｖ０３’（０）
ｓｉｎθは、２つのベクトルＶ１２（０）とＶ０３’（０）の内積Ｖ１２（０）・Ｖ０３’（０）を取ることにより算出する。
｜Ｖ１２（０）｜｜Ｖ０３’（０）｜ｃｏｓ（θ＋π／２）＝Ｖ１２（０）・Ｖ０３’（０）
ｓｉｎθ＝−Ｖ１２（０）・Ｖ０３’（０）／ ｜Ｖ１２（０）｜｜Ｖ０３’（０）｜ ＝−Ｖ１２（０）・Ｖ０３’（０）
ここで、｜Ｖ０３（０）｜、｜Ｖ０３’（０）｜、｜Ｖ１２（０）｜ は、それぞれのベクトルの絶対値を表し、どのベクトルも単位ベクトルであるため、その値は、どれも１である。
| V 03 (0) || V 03 ′ (0) | cos θ = V 03 (0) · V 03 ′ (0)
cos θ = V 03 (0) · V 03 '(0) / | V 03 (0) || V 03 ' (0) |
= V 03 (0) ・ V 03 '(0)
sin θ is calculated by taking an inner product V 12 (0) · V 03 ′ (0) of two vectors V 12 (0) and V 03 ′ (0).
| V 12 (0) || V 03 ′ (0) | cos (θ + π / 2) = V 12 (0) · V 03 ′ (0)
sin θ = −V 12 (0) · V 03 ′ (0) / | V 12 (0) || V 03 ′ (0) | = −V 12 (0) · V 03 ′ (0)
Here, | V 03 (0) |, | V 03 ′ (0) |, | V 12 (0) | represents the absolute value of each vector, and since each vector is a unit vector, its value is , All are 1.
湾曲させた方向がＵＰ方向以外のときは、単位方向ベクトルＶ１２（０）、Ｖ０３（０）は、それぞれ以下のように求めることができる。
ＤＯＷＮ方向の場合、
Ｖ１２（０）＝Ｖ２（０）×Ｖ０３（０）、
Ｖ０３（０）＝Ｖ’×Ｖ２（０）／｜Ｖ’×Ｖ２（０）｜
ＬＥＦＴ方向の場合、
Ｖ１２（０）＝Ｖ’×Ｖ２（０）／｜Ｖ’×Ｖ２（０）｜、
Ｖ０３（０）＝Ｖ１２（０）×Ｖ２（０）
ＲＩＧＨＴ方向の場合、
Ｖ１２（０）＝Ｖ２（０）×Ｖ’／｜Ｖ２（０）×Ｖ’｜、
Ｖ０３（０）＝Ｖ１２（０）×Ｖ２（０）
ステップＳ−１４、Ｓ−１５は、それぞれ実施例１の図３のステップＳ−４、Ｓ−５と同様である。そして、次のステップＳ−１６及びステップＳ−１７に移る。
When the curved direction is other than the UP direction, the unit direction vectors V 12 (0) and V 03 (0) can be obtained as follows.
For DOWN direction:
V 12 (0) = V 2 (0) × V 03 (0),
V 03 (0) = V ′ × V 2 (0) / | V ′ × V 2 (0) |
For LEFT direction:
V 12 (0) = V ′ × V 2 (0) / | V ′ × V 2 (0) |
V 03 (0) = V 12 (0) × V 2 (0)
For RIGHT direction:
V 12 (0) = V 2 (0) × V ′ / | V 2 (0) × V ′ |,
V 03 (0) = V 12 (0) × V 2 (0)
Steps S-14 and S-15 are the same as steps S-4 and S-5 in FIG. Then, the process proceeds to next Step S-16 and Step S-17.
ステップＳ−１６
ラジアル走査が実行されると、送信コイル１９ａ、１９ｂが励起した交流磁場を受信コイル２５が受信する。そして、位置方位検出装置３は、送信コイル１９ａ、１９ｂの位置・方向データ、すなわち１番送信コイル１９ａの位置ベクトルＯＣ１（ｔ）、単位方向ベクトルＶ１（ｔ）、２番送信コイル１９ｂの位置ベクトルＯＣ２（ｔ）、単位方向ベクトルＶ２（ｔ）の直交座標軸Ｏ−ｘｙｚに対する各方向成分を逐次時間の経過と共に作成し、超音波画像処理装置４に出力していく。
なお、位置方位検出装置３は、単位方向ベクトルＶ１（ｔ）、Ｖ２（ｔ）の長さをあらかじめ単位長に規格化して出力する。
ステップＳ−１７は、実施例１の図３のステップＳ−７と同様である。そして、次のステップＳ−１８に移る。
Step S-16
When radial scanning is performed, the receiving
Note that the position /
Step S-17 is the same as step S-7 of FIG. Then, the process proceeds to next Step S-18.
ステップＳ−１８
超音波画像処理装置４は、位置方位検出装置３から入力された２個の送信コイル１９ａ、１９ｂの単位方向ベクトルＶ１（ｔ）、Ｖ２（ｔ）の直交座標軸Ｏ−ｘｙｚに対する各方向成分から、１番送信コイル１９ａの突出口３２から出る方向が正確に挿入部７の挿入軸方向とＵＰ方向とを含む面内にあるとは言えないことに起因する、誤差を含む１２時方向ベクトルＶ１２’（ｔ）の直交座標軸Ｏ−ｘｙｚに対する各方向成分を算出する。
つづいて、誤差を含む１２時方向ベクトルＶ１２’（ｔ）の直交座標軸Ｏ−ｘｙｚに対する各方向成分を補正値ｃｏｓθ、ｓｉｎθを用いて正確な１２時方向ベクトルＶ１２（ｔ）の直交座標軸Ｏ−ｘｙｚに対する各方向成分に補正する。
Step S-18
The ultrasonic
Subsequently, each directional component of the 12 o'clock direction vector V 12 ′ (t) including the error with respect to the orthogonal coordinate axis O-xyz is corrected using the correction values cos θ and sin θ, and the orthogonal coordinate axis O of the accurate 12 o'clock direction vector V 12 (t). Correction to each directional component with respect to -xyz.
そして、本実施例の「２次元超音波画像の位置および方位」である送信コイル１９ｂの位置ベクトルＯＣ２（ｔ）、送信コイル１９ｂの単位方向ベクトルＶ２（ｔ）、１２時方向ベクトルＶ１２（ｔ）の直交座標軸Ｏ−ｘｙｚに対する各方向成分と、２次元超音波画像とを同期して関連付けてＨＤＤ２６へ記録する。以下に、１２時方向ベクトルＶ１２（ｔ）の直交座標軸Ｏ−ｘｙｚに対する各方向成分を算出する方法を詳述する。
はじめに、１番送信コイル１９ａの突出口３２から出る方向が凡そ、挿入部７の挿入軸方向とＵＰ方向とを含む面内にあると仮定すると、誤差を含む１２時方向ベクトルＶ１２’（ｔ）は以下のようになる。
まず、単位方向ベクトルＶ２（ｔ）と、単位方向ベクトルＶ１（ｔ）の外積により、２つのベクトルに直交する誤差を含む３時方向ベクトルＶ０３’（ｔ）を求める。
Then, the position vector OC 2 (t) of the
First, assuming that the direction exiting from the
First, a three o'clock direction vector V 03 ′ (t) including an error orthogonal to the two vectors is obtained from the outer product of the unit direction vector V 2 (t) and the unit direction vector V 1 (t).
Ｖ０３’（ｔ）＝Ｖ２（ｔ）×Ｖ１（ｔ）／｜Ｖ２（ｔ）×Ｖ１（ｔ）｜
単位方向ベクトルＶ２（ｔ）と、上式で求めた誤差を含む３時方向ベクトルＶ０３’（ｔ）の外積から、誤差を含む１２時方向ベクトルＶ１２’（ｔ）を求める。
Ｖ１２’（ｔ）＝Ｖ２（ｔ）×Ｖ０３’（ｔ）
上式から、誤差を含む１２時方向ベクトルＶ１２’（ｔ）の直交座標軸Ｏ−ｘｙｚに対する各方向成分が算出される。
続いて、誤差を含む１２時方向ベクトルＶ１２’（ｔ）を以下のように、補正値θを用いて正確な１２時方向ベクトルＶ１２（ｔ）に補正する。
V 03 ′ (t) = V 2 (t) × V 1 (t) / | V 2 (t) × V 1 (t) |
From the cross product of the unit direction vector V 2 (t) and the 3 o'clock direction vector V 03 ′ (t) including the error obtained by the above equation, the 12 o'clock direction vector V 12 ′ (t) including the error is obtained.
V 12 ′ (t) = V 2 (t) × V 03 ′ (t)
From the above equation, each direction component with respect to the orthogonal coordinate axis O-xyz of the 12 o'clock direction vector V 12 ′ (t) including an error is calculated.
Subsequently, the 12 o'clock direction vector V 12 ′ (t) including the error is corrected to an accurate 12 o'clock direction vector V 12 (t) using the correction value θ as follows.
誤差を含む１２時方向ベクトルＶ１２’（ｔ）の直交座標軸Ｏ−ｘｙｚに対する各方向成分をｘ１２’（ｔ）、ｙ１２’（ｔ）、ｚ１２’（ｔ）とすれば下式が成り立つ。
Ｖ１２’（ｔ）＝ｘ１２’（ｔ）ｉ＋ｙ１２’（ｔ）ｊ＋ｚ１２’（ｔ）ｋ
１２時方向ベクトルＶ１２（ｔ）の直交座標軸Ｏ−ｘｙｚに対する各方向成分をｘ１２（ｔ）、ｙ１２（ｔ）、ｚ１２（ｔ）とすれば下式が成り立つ。
Ｖ１２（ｔ）＝ｘ１２（ｔ）ｉ＋ｙ１２（ｔ）ｊ＋ｚ１２（ｔ）ｋ
１２時方向ベクトルＶ１２（ｔ）は、誤差を含む１２時方向ベクトルＶ１２’（ｔ）を、単位方向ベクトルＶ２（ｔ）を中心にθ回転することにより算出することができる。
If each direction component with respect to the orthogonal coordinate axis O-xyz of the 12 o'clock direction vector V 12 ′ (t) including an error is x 12 ′ (t), y 12 ′ (t), z 12 ′ (t), the following equation is obtained. It holds.
V 12 ′ (t) = x 12 ′ (t) i + y 12 ′ (t) j + z 12 ′ (t) k
If the respective direction components of the 12 o'clock direction vector V 12 (t) with respect to the orthogonal coordinate axis O-xyz are x 12 (t), y 12 (t), and z 12 (t), the following equation is established.
V 12 (t) = x 12 (t) i + y 12 (t) j + z 12 (t) k
The 12 o'clock direction vector V 12 (t) can be calculated by θ-rotating the 12 o'clock direction vector V 12 ′ (t) including an error around the unit direction vector V 2 (t).
回転方法は図８に示すように、単位方向ベクトルＶ２（ｔ）軸を任意の軸（今回はｚ軸）に一致させるように回転させて、その軸回りにθ回転した後、またもとの状態にもどす。
回転の順番は、以下の通りである。
As shown in FIG. 8, the rotation method is such that the unit direction vector V 2 (t) axis is rotated so as to coincide with an arbitrary axis (in this case, the z axis), and after θ rotation around that axis, Return to the state.
The order of rotation is as follows.
１．ｚ軸回りに−α回転 その回転行列：Ｒｚ（−α）
２．ｙ軸回りに−β回転 その回転行列：Ｒｙ（−β）
３．ｚ軸回りにθ回転 その回転行列：Ｒｚ（θ）
４．ｙ軸回りにβ回転 その回転行列：Ｒｙ（β）
５．ｚ軸回りにα回転 その回転行列：Ｒｚ（α）
なお、上記の回転行列Ｒｚ、Ｒｙは、その各成分を任意の角度φの関数として、下式で定義される。
2. -β rotation around the y axis The rotation matrix: Ry (-β)
3. θ rotation around the z axis The rotation matrix: Rz (θ)
4). β rotation around y-axis The rotation matrix: Ry (β)
5. α rotation around the z axis The rotation matrix: Rz (α)
Note that the rotation matrices Rz and Ry are defined by the following equations with each component as a function of an arbitrary angle φ.
単位方向ベクトルＶ２（ｔ）を中心にθ回転する回転行列は、このように定義された回転行列を用いて下式で求められる。
ＲＶ２（θ）＝Ｒｚ（α）Ｒｙ（β）Ｒｚ（θ）Ｒｙ（−β）Ｒｚ（−α）
図８のように、単位方向ベクトルＶ２（ｔ）の直交座標軸Ｏ−ｘｙｚに対する各方向成分をｘ２（ｔ）、ｙ２（ｔ）、ｚ２（ｔ）とすれば下式が成り立つ。
A rotation matrix that rotates θ around the unit direction vector V 2 (t) is obtained by the following equation using the rotation matrix defined in this way.
R V2 (θ) = Rz (α) Ry (β) Rz (θ) Ry (−β) Rz (−α)
As shown in FIG. 8, the following equation is established if each direction component of the unit direction vector V 2 (t) with respect to the orthogonal coordinate axis O-xyz is x 2 (t), y 2 (t), z 2 (t).
Ｖ２（ｔ）＝ｘ２（ｔ）ｉ＋ｙ２（ｔ）ｊ＋ｚ２（ｔ）ｋ
そして、以下の値が得られる。
ｃｏｓα＝ｘ２（ｔ）／｛ｘ２（ｔ）２＋ｙ２（ｔ）２ ｝１／２
ｓｉｎα＝ｙ２（ｔ）／｛ｘ２（ｔ）２＋ｙ２（ｔ）２ ｝１／２
ｃｏｓβ＝ｚ２（ｔ）
ｓｉｎβ＝｛ｘ２（ｔ）２＋ｙ２（ｔ）２ ｝１／２
１２時方向ベクトルＶ１２（ｔ）は、下式で求められる。
The following values are obtained:
cos α = x 2 (t) / {x 2 (t) 2 + y 2 (t) 2 } 1/2
sin α = y 2 (t) / {x 2 (t) 2 + y 2 (t) 2 } 1/2
cos β = z 2 (t)
sin β = {x 2 (t) 2 + y 2 (t) 2 } 1/2
The 12 o'clock direction vector V 12 (t) is obtained by the following equation.
このようにｃｏｓα、ｓｉｎα、ｃｏｓβ、ｓｉｎβが、単位方向ベクトルＶ２（ｔ）の直交座標軸Ｏ−ｘｙｚに対する各方向成分ｘ２（ｔ）、ｙ２（ｔ）、ｚ２（ｔ）から算出され、算出されたｃｏｓα、ｓｉｎα、ｃｏｓβ、ｓｉｎβから回転行列Ｒｚ（α）、Ｒｙ（β）、Ｒｙ（−β）、Ｒｚ（−α）が求められる。
一方、ステップＳ−１３で算出したｃｏｓθ、ｓｉｎθから回転行列Ｒｚ（θ）が求められる。そして、求められた回転行列Ｒｚ（α）、Ｒｙ（β）、Ｒｙ（−β）、Ｒｚ（−α）と、回転行列Ｒｚ（θ）とから１２時方向ベクトルＶ１２（ｔ）を算出するための回転行列ＲＶ２（θ）が求められる。
In this way, cos α, sin α, cos β, and sin β are calculated from the respective direction components x 2 (t), y 2 (t), and z 2 (t) with respect to the orthogonal coordinate axis O-xyz of the unit direction vector V 2 (t). The rotation matrices Rz (α), Ry (β), Ry (−β), Rz (−α) are obtained from the calculated cos α, sin α, cos β, and sin β.
On the other hand, a rotation matrix Rz (θ) is obtained from cos θ and sin θ calculated in step S-13. Then, the 12 o'clock direction vector V 12 (t) is calculated from the obtained rotation matrix Rz (α), Ry (β), Ry (−β), Rz (−α) and the rotation matrix Rz (θ). A rotation matrix R V2 (θ) is obtained.
さらに、上述したように単位方向ベクトルＶ１（ｔ）、Ｖ２（ｔ）の直交座標軸Ｏ−ｘｙｚに対する各方向成分から、既に誤差を含む１２時方向ベクトルＶ１２’（ｔ）の直交座標軸Ｏ−ｘｙｚに対する各方向成分ｘ１２’（ｔ）、ｙ１２’（ｔ）、ｚ１２’（ｔ）が算出されている。
よって、超音波画像処理装置４は、直交座標軸Ｏ−ｘｙｚに対する各方向成分ｘ１２’（ｔ）、ｙ１２’（ｔ）、ｚ１２’（ｔ）と回転行列ＲＶ２（θ）とから、上式を用いて、１２時方向ベクトルＶ１２（ｔ）の直交座標軸Ｏ−ｘｙｚに対する各方向成分ｘ１２（ｔ）、ｙ１２（ｔ）、ｚ１２（ｔ）を算出する。そして、次のステップＳ−１９に進む。
Further, as described above, from the respective direction components of the unit direction vectors V 1 (t) and V 2 (t) with respect to the orthogonal coordinate axis O-xyz, the orthogonal coordinate axis O of the 12 o'clock direction vector V 12 ′ (t) that already includes an error. Each directional component x 12 ′ (t), y 12 ′ (t), z 12 ′ (t) with respect to −xyz is calculated.
Therefore, the ultrasonic
ステップＳ−１９
次に、ユーザーがキーボード５の走査制御キー５ａを押して、走査終了を指示したかが判断される。ユーザーが走査終了を指示した場合は、ＹＥＳとなって、次の処理Ｓ−２０へ進む。それ以外の場合は、Ｓ−１５の処理へジャンプし、上述した処理を繰り返す。 ステップＳ−２０は、実施例１の図３のステップＳ−１０と同様である。
その他の作用は実施例１と同じである。
本実施例は、以下の効果を有する。
このような構成および作用をする本実施例によれば、超音波内視鏡２Ｂの鉗子チャンネル３１に挿通された位置検出プローブ３３の出方による１２時方向の誤差を補正することができる。
これにより、超音波内視鏡２Ｂが体腔内にある状態で、位置検出プローブ３３を鉗子チャンネル３１の突出口３２から出す時に、位置検出プローブ３３の先端の出る方向がわからなくても、２次元超音波画像の１２時方向を正確に算出することができ、高精度な３次元画像が構築可能となる。
Step S-19
Next, it is determined whether the user has pressed the scan control key 5a on the
Other operations are the same as those in the first embodiment.
This embodiment has the following effects.
According to the present embodiment having such a configuration and action, it is possible to correct an error in the 12 o'clock direction due to the exit of the
As a result, when the
また、本実施例では、実施例１とは異なり、２個の送信コイル１９ａ、１９ｂを使用していることで、常に２次元超音波画像の１２時方向を検出し、それに補正を行うことにより、２次元超音波画像の正確な１２時方向を算出しているため、超音波画像取得時の移動の際に、ユーザーはラジアル走査式超音波内視鏡２Ｂを挿入軸まわりに回転させながら、ラジアル走査式超音波内視鏡２Ｂを進退させても、高精度な３次元画像の構築が可能となる。
また、本実施例によれば、鉗子チャンネル３１内に挿通し、着脱可能に固定されている位置検出プローブ３３内に１番送信コイル１９ａと２番送信コイル１９ｂとを設けたため、２次元超音波画像の位置および方位を得る必要のあるときにのみ鉗子チャンネル３１内に位置検出プローブ３３を挿通して使用できる。
Also, in the present embodiment, unlike the first embodiment, by using the two
Further, according to the present embodiment, since the first transmission coil 19a and the
従って、処置の際に処置具を挿通したり、超音波の伝播に必要な水を注水したりするときには位置検出プローブ３３を鉗子チャンネル３１から引き抜いて鉗子チャンネル３１を処置や注水等のほかの用途に用いることができる。
さらにこのように鉗子チャンネル３１を多目的に使用することができるので、鉗子チャンネル３１を設けたラジアル走査式超音波内視鏡２Ｂの外径を太くすることなく２次元超音波画像の位置および方位を検出することができる。
本実施例におけるその他の効果は、実施例１と同じである。
Therefore, when inserting a treatment instrument during treatment or injecting water necessary for propagation of ultrasonic waves, the
Furthermore, since the
Other effects in the present embodiment are the same as those in the first embodiment.
次に本実施例の変形例を説明する。
本実施例では、鉗子チャンネル３１の突出口３２の曲がりがＵＰ方向についていたが、どの方向でも良い。
また、超音波内視鏡２Ｂの先端部１１に角度を付けた２個以上の送信コイルまたは受信コイルを内蔵しても良い。このときには、先端部１１に送信コイルを組み付ける時に、送信コイルの位置または方向に誤差があった場合にも、２次元超音波画像の１２時方向の誤差を補正することができる。
また、本実施例では、送信コイル１９ｂの単位方向ベクトルを使用して１２時方向ベクトルの算出を行ったが、実施例１の変形例で示したように、送信コイル１９ｂの位置ベクトルを使用しても良い。
Next, a modification of this embodiment will be described.
In this embodiment, the bending of the
Further, two or more transmitting coils or receiving coils having an angle may be incorporated in the
In this embodiment, the 12 o'clock direction vector is calculated using the unit direction vector of the
また、本実施例では、送信コイル１９ａ、１９ｂを位置検出プローブ３３に設け、送信コイル１９ａ、１９ｂが交流磁場を励起し、送信コイル１９ａ、１９ｂとは別に設けた受信コイル２５が交流磁場を検出し、位置方位検出装置３が受信コイル２５が出力する位置電気信号を基に送信コイル１９ａ、１９ｂの位置・方位データを算出して出力し、超音波画像処理装置４が位置・方位データを基に２次元超音波画像の位置および方位を算出するよう構成したが、送信コイル１９ａ、１９ｂと受信コイル２５との位置を逆に配置して受信コイル２５を位置検出プローブ３３に設け、位置電気信号より受信コイル２５の位置・方位データを算出するよう構成しても良い。
その他の変形例は、実施例１の場合と同じである。
In this embodiment, the transmission coils 19a and 19b are provided in the
Other modifications are the same as those in the first embodiment.
次に本発明の実施例３を説明する。まず、その構成を説明する。本実施例の位置検出プローブ３３Ｂの構成を図９に示す。なお、本発明は、この実施例のみに限定されるものでない。
本実施例は、図４に示す実施例２の位置検出プローブ３３とは以下の点が異なる。 実施例２では、位置検出プローブ３３を直線状に延ばしたときに、２個の送信コイル１９ａ、１９ｂが巻き線軸が一直線上になるように間隔を空けて位置検出プローブ３３に内蔵されていたが、本実施例では、巻線の軸が直交する２つのコイル１９ａ、１９ｂを一体にした送信コイル３７が位置検出プローブ３３Ｂに内蔵されている。
一方のコイル１９ａを形成する第１の巻線の軸は、図９に示すように位置検出プローブ３３Ｂの長手方向であり、図９では単位方向ベクトルＶａ（ｔ）で示されている。他方のコイル１９ｂを形成する第２の巻線の軸は、図９に示すように位置検出プローブ３３Ｂの長手方向に垂直な方向であり、図９では単位方向ベクトルＶｂ（ｔ）で示されている。その他の構成は実施例２と同じである。次に本実施例の作用を説明する。
Next, a third embodiment of the present invention will be described. First, the configuration will be described. The configuration of the
This embodiment differs from the
The axis of the first winding forming one coil 19a is the longitudinal direction of the
位置方位検出装置３は、原点Ｏを受信コイル２５上に定義して、ユーザーが被検者を検査する実際の空間上に直交座標軸Ｏ−ｘｙｚとその正規直交基底（各軸方向の単位ベクトル）ｉ、ｊ、ｋを設定する。
そして、位置方位検出装置３は、受信コイル２５からの位置電気信号を基に、ｔを時間にとり、ｔの関数として、送信コイル３７の位置・方位データを算出し、超音波画像処理装置４へ出力する。本実施例の位置・方位データは、図９に示した以下のベクトルの各方向成分である。
送信コイル３７の位置Ｃ（ｔ）の位置ベクトルＯＣ（ｔ）の直交座標軸Ｏ−ｘｙｚに対する各方向成分
送信コイル３７の第１の巻線の軸方向を示す単位方向ベクトルＶａ（ｔ）の直交座標軸Ｏ−ｘｙｚに対する各方向成分
送信コイル３７の第２の巻線の軸方向を示す単位方向ベクトルＶｂ（ｔ）の直交座標軸Ｏ−ｘｙｚに対する各方向成分
ユーザーは、実施例２と同様に、位置検出プローブ３３Ｂを円形の断面を持つ鉗子チャンネル３１へ挿通し固定する。
The position /
Then, the position /
Each direction component with respect to the orthogonal coordinate axis O-xyz of the position vector OC (t) at the position C (t) of the
そして、ユーザーは、実施例２と同様に、湾曲ノブ１５、湾曲方向キー５ｃ、補正キー５ｂを用いて、超音波画像処理装置４へ補正の指示を入力する。
超音波画像処理装置４は、この指示入力から、実施例２と同様の作用で、以下に示す２次元超音波画像の位置および方位を算出する。
２次元超音波画像の中心の位置ベクトルＯＣ（ｔ）の直交座標軸Ｏ−ｘｙｚに対する各方向成分
２次元超音波画像の法線の単位方向ベクトルＶ（ｔ）の直交座標軸Ｏ−ｘｙｚに対する各方向成分
２次元超音波画像の１２時方向ベクトルＶ１２（ｔ）の直交座標軸Ｏ−ｘｙｚに対する各方向成分
その他の作用は実施例２と同じである。
Then, similarly to the second embodiment, the user inputs a correction instruction to the ultrasonic
From this instruction input, the ultrasonic
Each direction component with respect to the orthogonal coordinate axis O-xyz of the center position vector OC (t) of the two-dimensional ultrasound image Each direction component with respect to the orthogonal coordinate axis O-xyz of the normal unit direction vector V (t) of the two-dimensional ultrasound image Each direction component of the 12 o'clock direction vector V 12 (t) of the two-dimensional ultrasonic image with respect to the orthogonal coordinate axis O-xyz is otherwise the same as in the second embodiment.
本実施例は、以下の効果を有する。
従来の技術として上述した特開２００１−１４５６３０号公報に開示されている超音波診断装置においては、位置センサプローブをチャンネルの体内操作部側の開口に回転を防止した状態で挿入可能な、鉗子チャンネルの体内挿入部側開口部の非円形断面部に係合する非円形断面部を設けた特別な位置センサ固定部材を設けていた。
しかし、本実施例では、ユーザーは、実施例２と同様に、湾曲ノブ１５、湾曲方向キー５ｃ、補正キー５ｂを用いて、超音波画像処理装置４へ補正の指示を入力し、超音波画像処理装置４は、この指示入力から、実施例２と同様の作用で、２次元超音波画像の位置および方位を算出するよう構成した。
This embodiment has the following effects.
In the ultrasonic diagnostic apparatus disclosed in Japanese Patent Laid-Open No. 2001-145630 described above as a conventional technique, a forceps channel in which a position sensor probe can be inserted into the opening on the in-vivo operation unit side of the channel while preventing rotation. There is provided a special position sensor fixing member provided with a non-circular cross-sectional portion that engages with the non-circular cross-sectional portion of the body insertion portion side opening.
However, in this embodiment, as in the second embodiment, the user inputs a correction instruction to the ultrasonic
このため、鉗子チャンネル３１に位置検出プローブ３３Ｂを挿入する際に、鉗子チャンネル３１に対する位置検出プローブ３３Ｂの回転を防止しないで、送信コイル３７の向きを一意的に決定できないことによる、２次元超音波画像の１２時方向の誤差を簡単に補正することができる。従って、特別な位置センサ固定部材を設ける必要はなく、一般に普及している断面が円形の管状の鉗子チャンネル３１を有した超音波内視鏡２Ｂを用いることができる。
また、仮にこの種の特別な位置センサ固定部材を設けた上で、位置検出プローブ３３Ｂが回転してしまっても、２次元超音波画像の１２時方向の誤差を簡単に補正することができる。
For this reason, when the
Further, even if the
実施例２では、位置検出プローブ３３を超音波内視鏡２Ｂの鉗子チャンネル３１の突出口３２から出すことにより２個の送信コイル１９ａ、１９ｂに角度を付けるよう構成したが、本実施例では巻線の軸が直交する２つのコイル１９ａ、１９ｂを一体にした送信コイル３７が位置検出プローブ３３Ｂに内蔵されるよう構成したため、位置検出プローブ３３Ｂを鉗子チャンネル３１の突出口３２から出す必要はなく、ラジアル走査式超音波内視鏡２Ｂの操作性が一層良い。その他の効果は実施例２と同じである。
次に本実施例の変形例を説明する。
本実施例では、巻線の軸が直交する２つのコイル１９ａ、１９ｂを一体にした送信コイル３７を用いたが、２つのコイルは、巻線の軸が平行でなければ任意の方向で良い。また、３つのコイルを一体にした送信コイルでも良い。その他の変形例は、実施例２の場合と同じである。
In the second embodiment, the
Next, a modification of this embodiment will be described.
In the present embodiment, the
次に本発明の実施例４を説明する。まず、その構成を説明する。本実施例のラジアル走査式超音波内視鏡２Ｃの先端側の主要な構成を図１０に示す。なお、本発明は、この実施例の構成に限定されるものでない。
本実施例では、図１に示す実施例１のラジアル走査式超音波内視鏡２とは以下の点が異なる。
実施例１では、ラジアル走査式超音波内視鏡２として、超音波振動子１８をフレキシブルシャフト２１でモータ２２につなぎ、モータ２２により回転させてラジアル走査を行う機械式のラジアル走査式超音波内視鏡２を用いていたが、本実施例では、電子ラジアル走査式のラジアル走査式超音波内視鏡２Ｃを用いている。
Next, a fourth embodiment of the present invention will be described. First, the configuration will be described. FIG. 10 shows a main configuration of the distal end side of the radial scanning ultrasonic endoscope 2C of the present embodiment. In addition, this invention is not limited to the structure of this Example.
This embodiment differs from the radial scanning
In the first embodiment, as the radial scanning
先端部１１には、その外周面に沿って多数の短冊状の超音波振動子４１が環状に配列された超音波振動子アレイ４２が設けられている。より具体的には、先端部１１の挿入軸の所定の位置に、その挿入軸を中心として環状部分には、複数の超音波振動子４１が設けられている。
超音波振動子アレイ４２を形成する各超音波振動子４１には、信号線４３が接続され、その信号線４３は、挿入部７内などを挿通され、外部の超音波画像処理装置４へ接続される。
各超音波振動子４１を駆動するためのパルス状の送信駆動電圧と、超音波振動子４１からの超音波エコー信号とがこの信号線４３を介して送受される。そして、複数の超音波振動子４１によって超音波を送受波して、挿入軸に垂直な平面において超音波の電子ラジアル走査を行えるようになっている。
The
A
A pulse-shaped transmission drive voltage for driving each
先端部１１は、実施例１のように、送信コイル１９を１個内蔵している。その他の構成は実施例１と同じである。
次に本実施例の作用を説明する。
本実施例は、実施例１とは２次元超音波画像を取得する作用、特にラジアル走査の作用が異なる。以下、異なる箇所のみ説明する。
超音波振動子アレイ４２を構成する超音波振動子４１のうち、一部かつ複数の超音波振動子４１は、超音波画像処理装置４からのパルス電圧状の送信駆動電圧を受け取って媒体の疎密波である超音波に変換する。
The
Next, the operation of this embodiment will be described.
The present embodiment differs from the first embodiment in the action of acquiring a two-dimensional ultrasonic image, particularly the action of radial scanning. Only different parts will be described below.
Among the
この際、各送信駆動電圧が各超音波振動子４１に到着する時刻が異なるよう、超音波画像処理装置４が各送信駆動電圧に遅延をかけている。この遅延は、各超音波振動子４１が作成する超音波が被検者内で重ね合わせられたときに一本の超音波ビーム４６を形成するようにかけられる。
超音波ビーム４６は、ラジアル走査式超音波内視鏡２Ｃ外部へと照射され、被検者内からの反射波が超音波ビーム４６とは逆の経路を辿って各超音波振動子４１へ戻る。各超音波振動子４１は、反射波を電気的なエコー信号に変換して送信駆動電圧とは逆の経路で超音波画像処理装置４へ伝達する。
At this time, the ultrasonic
The
超音波画像処理装置４は、超音波ビーム４６が挿入部７に垂直な平面４５内をラジアル走査をするよう、超音波ビーム４６の形成に関与する複数の超音波振動子４１を選択し直し、再び送信駆動電圧を送信する。
このようにして超音波ビーム４６の送信角度が符号４７で示すように変わっていく。これを反復的に繰り返すことにより、いわゆる電子ラジアル走査が実現する。そして、上記平面４５内でラジアル走査することにより、この平面４５に対応する２次元ラジアル走査の超音波画像が得られることになる。
The ultrasonic
In this way, the transmission angle of the
実施例１では、２次元超音波画像を、超音波画像処理装置４がその１２時方向をラジアル走査式超音波内視鏡２に対してどの方向に向けて作成するかは、ロータリエンコーダ２３からの角度の出力値が決定していたが、本実施例では、超音波画像処理装置４が超音波ビーム４６の形成に関与する複数の超音波振動子４１を選択し直し、再び送信駆動電圧を送信するため、超音波画像処理装置４が１２時方向としてどの超音波振動子４１を選択するかで決定することになる。
その他の作用は、実施例１と同じである。
In the first embodiment, the direction in which the ultrasonic
Other functions are the same as those of the first embodiment.
本実施例は、以下の効果を有する。
実施例１では、超音波振動子１８を回転させる機械式ラジアル走査を採用しているため、フレキシブルシャフト２１のねじれが生じる可能性がある。そのため、フレキシブルシャフト２１のねじれに起因して、ロータリエンコーダ２３の角度出力と実際の超音波振動子１８との間に角度ずれが生じる可能性があり、これが元になって２次元超音波画像の１２時方向が実際のラジアル走査式超音波内視鏡２の１２時方向がずれる可能性がある。 これに対して、本実施例によれば、ラジアル走査式超音波内視鏡として電子ラジアル走査を行うラジアル走査式超音波内視鏡２Ｃを採用し、２次元超音波画像の１２時方向は超音波画像処理装置４が１２時方向としてどの超音波振動子４１を選択するかで決定する構成にしたため、この１２時方向のずれが生じることを防ぐことができる。
This embodiment has the following effects.
In Example 1, since the mechanical radial scanning which rotates the ultrasonic transducer |
さらに、本実施例では、血流と、血流を含んだ組織を超音波３次元画像により表示する際、ドップラー効果を用いた血流情報を簡単な操作で取得することができる。その他の効果は、実施例１と同じである。
次に本実施例の変形例を説明する。
本実施例では、ラジアル走査式超音波内視鏡２Ｃの挿入部７の先端において、超音波振動子４１を短冊状に細かく切断し、挿入部７の周囲に環状のアレイ４２として配列させたが、超音波振動子４１のアレイは３６０°全周に設けても、それより欠けても良い。例えば２７０°や１８０°のように挿入部７の周囲の一部に設けても良い。
Furthermore, in this embodiment, blood flow information using the Doppler effect can be acquired by a simple operation when displaying blood flow and a tissue including the blood flow as an ultrasonic three-dimensional image. Other effects are the same as those of the first embodiment.
Next, a modification of this embodiment will be described.
In this embodiment, the
本実施例では先端部１１は、実施例１のように、送信コイル１９を１個内蔵するよう構成したが、実施例２や実施例３のように、ラジアル走査式超音波内視鏡２Ｃに、挿入部７内の管路として、先端部１１の開口と円形の断面とを備えた鉗子チャンネル３１を設け、細径で可撓性のある材質からなる２個の送信コイル１９ａ、１９ｂを設けた位置検出プローブ３３が鉗子チャンネル３１に挿通されるよう構成しても良い。
また、本実施例では、送信コイル１９をラジアル走査式超音波内視鏡２Ｃの先端部１１に設け、送信コイル１９が交流磁場を励起し、送信コイル１９とは別に設けた受信コイル２５が交流磁場を検出し、位置方位検出装置３が受信コイル２５が出力する位置電気信号を基に送信コイル１９の位置・方位データを算出して出力するようにしている。
In the present embodiment, the
In this embodiment, the
そして、超音波画像処理装置４が位置・方位データを基に２次元超音波画像の位置および方位を算出するよう構成したが、送信コイル１９と受信コイル２５との位置を逆にして受信コイル２５を先端部１１に設け、位置電気信号より受信コイル２５の位置・方位データを算出するよう構成しても良い。
その他の変形例は、実施例１の場合と同じである。
The ultrasound
Other modifications are the same as those in the first embodiment.
次に本発明の実施例５を説明する。まず、その構成を説明する。本実施例の超音波診断装置１Ｄの構成を図１１に示す。なお、本発明は、この実施例の構成に限定されるものでない。
本実施例では、図１に示す実施例１の超音波診断装置１とは以下の点が異なる。
本実施例では、超音波画像処理装置４は、実施例１の構成に加えて、超音波画像作成部５１、スライス画像データ記憶部５２、ガイド画像作成部５３、制御部５４、画像合成部５５とを有する。
制御部５４は、スライス画像データ記憶部５２に指令が出力できるよう、信号線で接続されている。さらに制御部５４は、マウス１０及びキーボード５と制御線で直接接続されている。
Next, a fifth embodiment of the present invention will be described. First, the configuration will be described. The configuration of the ultrasonic diagnostic apparatus 1D of the present embodiment is shown in FIG. In addition, this invention is not limited to the structure of this Example.
The present embodiment is different from the ultrasonic
In the present embodiment, in addition to the configuration of the first embodiment, the ultrasonic
The
スライス画像データ記憶部５２には解剖学的な画像情報として、複数のスライス画像データ（以下、単にスライス画像データ）が記憶されている。
このスライス画像データは、被検者以外の凍結人体を１ｍｍピッチで平行にスライスして撮った一辺４０ｃｍの正方形の写真データを、さらに画素ごとに臓器別に分類後、色分けして得た画像データである。写真データの一辺を４０ｃｍにしたのは、体軸に垂直な人体の横断面全体がほぼ入る大きさだからである。
位置方位検出装置３は、先端部１１の位置方位を検出するための送信コイル１９だけでなく、被検者の姿勢も常時検出するための姿勢検出コイル５７が接続されている。姿勢検出コイル５７は磁場を発生する、互いに一直線上にない、３個の送信コイルを内蔵配置した盤である。そして、姿勢検出コイル５７は、図示しない付属のベルトで身体にくくり付けられる。
The slice image
This slice image data is image data obtained by color-separating a photographic data of a square of 40 cm on a side obtained by slicing a frozen human body other than the subject in parallel at a pitch of 1 mm, and further classifying by pixel for each pixel. is there. The reason why one side of the photographic data is 40 cm is that the entire cross-section of the human body perpendicular to the body axis is almost included.
The position /
その他の構成は、実施例１と同じである。
次に本実施例の作用を説明する。
本実施例の超音波診断装置１Ｄでは、以下の処理を行う。
図１１の各矢印線は以下の通りの信号、データの流れを示す。
実線は、位置に関わる信号・データの流れ、
破線は、超音波に関わる信号・データの流れ、
太線は、最終的な表示画像に関わる信号・データの流れ、
点線の曲線は、ガイド画像データの流れ
実線の曲線は、それ以外の制御に関わる信号・データの流れを示す。
Other configurations are the same as those in the first embodiment.
Next, the operation of this embodiment will be described.
In the ultrasonic diagnostic apparatus 1D of the present embodiment, the following processing is performed.
Each arrow line in FIG. 11 shows the flow of signals and data as follows.
The solid line shows the flow of signals and data related to the position.
The broken line shows the flow of signals and data related to ultrasound.
The thick line shows the flow of signals and data related to the final display image.
The dotted curve indicates the flow of guide image data. The solid curve indicates the flow of signals and data related to other controls.
ユーザーは、スライス画像データ記憶部５２に予め記憶された解剖学的な画像情報、すなわちスライス画像データ上で解剖学的に特徴のある点（以下、「特徴点」と定義して呼ぶ）を指定しておく。
次に、ユーザーは、被検者の体腔内にラジアル走査式超音波内視鏡２を挿入する。
次に、ユーザーは、特徴点と解剖学的に対応する被検者の体表もしくは体腔内管腔表面上の点（以下、「標本点」と定義して呼ぶ）の座標成分を取得する。
具体的には以下の通りである。位置方位検出装置３は、実施例１と同様に、原点Ｏを受信コイル２５上に定義して、ユーザーが被検者を検査する実際の空間上に直交座標軸Ｏ−ｘｙｚとその正規直交基底（各軸方向の単位ベクトル）ｉ、ｊ、ｋを固定する。
The user designates anatomical image information stored in advance in the slice image
Next, the user inserts the radial scanning
Next, the user acquires a coordinate component of a point on the surface of the subject's body surface or in the body cavity corresponding to the feature point anatomically (hereinafter referred to as “specimen point”).
Specifically, it is as follows. As in the first embodiment, the position /
ユーザーは、ラジアル走査式超音波内視鏡２の挿入端が標本点に到達したときに、キーボード５もしくはマウス１０で到達したことを指定する。位置方位検出装置３は、このときの送信コイル１９の位置・方位データを超音波画像処理装置４へ出力する。超音波画像処理装置４は、この位置・方位データのうち、送信コイル１９の位置の直交座標軸Ｏ−ｘｙｚ上での各方向成分を標本点の座標成分として認識する。
次に、ユーザーは、キーボード５の走査制御キー５ａを押して、ラジアル走査を開始するよう指示すると、実施例１と同様の作用で超音波振動子１８がラジアル走査を行う。 次に、超音波画像作成部５１は、ラジアル走査に伴いラジアル走査式超音波内視鏡２より出力された超音波エコー信号をもとに、２次元超音波画像を順次作成する。
When the insertion end of the radial scanning
Next, when the user presses the scanning control key 5a of the
同時に、位置方位検出装置３は、送信コイル１９の位置・方位データと姿勢検出コイル５７の配向のデータとを順次超音波画像処理装置４へ出力する。
同時に、ガイド画像作成部５３は、各特徴点の座標と各標本点の座標とを照合することで、直交座標軸Ｏ−ｘｙｚと、スライス画像データ記憶部５２に記憶されたスライス画像データに固定された図示しない座標系とを対応づける。この際、ガイド画像作成部５３は、姿勢検出コイル５７の配向のデータで被検者の体動を補正して対応づける。
ガイド画像作成部５３は、送信コイル１９の位置・方位データから、送信コイル１９の位置Ｃ（ｔ）に対応するスライス画像データ内の対応点の位置と、送信コイル１９の巻線の軸方向を示す単位方向ベクトルＶ（ｔ）のスライス画像データ内の対応ベクトルとを算出する。
At the same time, the position /
At the same time, the guide
The guide
ここで送信コイル１９は、先端部１１の超音波振動子１８の近傍に固定されているので、その位置は超音波振動子１８のラジアル走査の中心と考えてよく、送信コイル１９の位置ベクトルＯＣ（ｔ）は、結局、２次元超音波画像の中心の位置ベクトルと考えて実質的に差し支えない。
また、送信コイル１９は、挿入部７の挿入軸方向に巻線の軸が固定されており、巻線の軸が超音波振動子１８のラジアル走査の走査面に対して垂直となっているため、単位方向ベクトルＶ（ｔ）は、結局、２次元超音波画像の法線の単位方向ベクトルと考えて実質的に差し支えない。
そこで、ガイド画像作成部５３は、スライス画像データから、送信コイル１９の位置Ｃ（ｔ）に対応するスライス画像データ内の対応点を中心にし、単位方向ベクトルＶ（ｔ）のスライス画像データ内の対応ベクトルを法線とする平面上にあるデータを抽出し、データ間を補間し、２次元超音波画像のガイド画像として画像合成部５５へ出力する。
Here, since the
In addition, the
Therefore, the guide
ガイド画像の１２時方向は、単位方向ベクトルＶ（ｔ）を法線とする平面と、あらかじめガイド画像作成部５３に設定しておいた或る初期方向と単位方向ベクトルＶ（ｔ）とを含む平面との交線方向に対応するスライス画像データ内の対応ベクトルとする。
画像合成部５５は、超音波画像作成部５１で作成された２次元超音波画像と、ガイド画像作成部５３で作成されたガイド画像とを並べて合成し、モニタ６へ出力する。
モニタ６は、合成された２次元超音波画像と、ガイド画像とを並べて表示する。図１２にモニタ６の表示画面を示す。表示画面の右側には、超音波走査に併せて作成される２次元超音波画像Ｉａが表示されている。
図１２の２次元超音波画像Ｉａは、挿入部７を消化管、気管等の体腔に挿入し、超音波振動子１８がラジアル走査して得た２次元超音波画像であり、２次元超音波画像Ｉａ上に体腔の内壁６１が描出されている。
The twelve o'clock direction of the guide image includes a plane whose normal is the unit direction vector V (t) and a certain initial direction and unit direction vector V (t) that are set in advance in the guide
The image composition unit 55 synthesizes the two-dimensional ultrasound image created by the ultrasound
The monitor 6 displays the synthesized two-dimensional ultrasonic image and the guide image side by side. FIG. 12 shows a display screen of the monitor 6. On the right side of the display screen, a two-dimensional ultrasonic image Ia created in conjunction with ultrasonic scanning is displayed.
A two-dimensional ultrasonic image Ia in FIG. 12 is a two-dimensional ultrasonic image obtained by inserting the
表示画面左側の子画面には２次元超音波画像Ｉａに併せて作成されるガイド画像Ｉｂが表示されている。ガイド画像Ｉｂは、被検者の体表６２までを含んだ広い領域の画像である。
さらに、ガイド画像作成部５３の作用により、ガイド画像Ｉｂ上には広い領域の中での２次元超音波画像Ｉａの位置（画像領域）を示す２次元超音波画像マーカＭが重畳表示されている。
超音波振動子１８がラジアル走査を行う度に、上述の作用は反復的に繰り返され、２次元超音波画像Ｉａとその位置を示すガイド画像Ｉｂとがリアルタイムに更新されつつ表示される。
さて、以上で述べた作用では、ガイド画像Ｉｂと２次元超音波画像Ｉａの中心と法線は一致しているものの、１２時方向については、単位方向ベクトルＶ（ｔ）を法線とする平面と、あらかじめガイド画像作成部５３に設定しておいた或る初期方向と単位方向ベクトルＶ（ｔ）とを含む平面との交線方向に対応するスライス画像データ内の対応ベクトルであるため、一致していない。
A guide image Ib that is created together with the two-dimensional ultrasonic image Ia is displayed on the child screen on the left side of the display screen. The guide image Ib is an image of a wide area including the
Furthermore, a two-dimensional ultrasound image marker M indicating the position (image region) of the two-dimensional ultrasound image Ia in a wide area is superimposed and displayed on the guide image Ib by the action of the guide
Each time the
In the operation described above, the center and normal line of the guide image Ib and the two-dimensional ultrasonic image Ia coincide with each other, but the plane with the unit direction vector V (t) as the normal line for the 12 o'clock direction. And the corresponding vector in the slice image data corresponding to the direction of the intersection of the plane including a certain initial direction and the unit direction vector V (t) set in advance in the guide
そこで、本実施例の超音波診断装置１Ｄでは以下のように作用し、一致させるようガイド画像Ｉｂを補正する。
実施例１の図３のステップＳ−１と同様に、ユーザーがラジアル走査式超音波内視鏡２の先端部１１を関心領域に持っていき、操作部８にある湾曲ノブ１５を回動し、例えば図２（Ｂ）に示すように先端部１１がＵＰ方向へ向くよう、ラジアル走査式超音波内視鏡２の湾曲部１２を湾曲させた状態にし、キーボード５の湾曲方向キー５ｃを押す。
そして、湾曲させた方向がＵＰ方向、ＤＯＷＮ方向、ＲＩＧＨＴ方向、ＬＥＦＴ方向のうちＵＰ方向であることを指示入力する。超音波画像処理装置４は、指示を検知すると、位置方位検出装置３から入力された送信コイル１９の位置Ｃ’の位置ベクトルＯＣ’、単位方向ベクトルＶ’の直交座標軸Ｏ−ｘｙｚに対する各方向成分をメモリ２７に記憶する。
Therefore, the ultrasonic diagnostic apparatus 1D of the present embodiment operates as follows and corrects the guide image Ib so as to match.
Similar to step S-1 in FIG. 3 of the first embodiment, the user brings the
Then, an instruction is input that the curved direction is the UP direction among the UP direction, the DOWN direction, the RIGHT direction, and the LEFT direction. When the ultrasonic
次に、実施例１の図３のステップＳ−２と同様に、ユーザーが再びラジアル走査式超音波内視鏡２の操作部８にある湾曲ノブ１５を回動し、図２（Ｂ）に示すようにラジアル走査式超音波内視鏡２の湾曲部１２を真っ直ぐに戻した状態で、キーボード５の補正キー５ｂを押して、補正を指示する。
超音波画像処理装置４は、補正の指示を検知すると、この時刻をｔ＝０にとり、位置方位検出装置３から入力された送信コイル１９の位置ベクトルＯＣ（０）、単位方向ベクトルＶ（０）の直交座標軸Ｏ−ｘｙｚに対する各方向成分をメモリ２７に記憶する。
次に、ガイド画像作成部５３は、次に、実施例１の図３のステップＳ−３と同様に、メモリ２７から位置ベクトルＯＣ’、ＯＣ（０）、単位方向ベクトルＶ’、Ｖ（０）の直交座標軸Ｏ−ｘｙｚに対する各方向成分を読み出し、２次元超音波画像の１２時方向ベクトルを算出する。
Next, similarly to step S-2 of FIG. 3 of the first embodiment, the user again turns the bending
When detecting the correction instruction, the ultrasonic
Next, the guide
次に、ガイド画像作成部５３は、算出した１２時方向ベクトルで新たにガイド画像Ｉｂを作成し、画像合成部５５へ出力する。
次に、画像合成部５５は、超音波画像作成部５１で作成された２次元超音波画像Ｉａと、ガイド画像作成部５３で作成された新たなガイド画像Ｉｂとを合成し、モニタ６へ出力する。そして、ガイド画像作成部５３は、算出した１２時方向ベクトルを新たな初期方向とする。
以降、ガイド画像作成部５３は、位置方位検出装置３から単位方向ベクトルＶ（ｔ）の直交座標軸Ｏ−ｘｙｚに対する各方向成分が順次入力されるたびに、単位方向ベクトルＶ（ｔ）を法線とする平面と、この新たな初期方向と単位方向ベクトルＶ（ｔ）とを含む平面との交線方向に対応するスライス画像データ内の対応ベクトルを１２時方向としてガイド画像Ｉｂを作成していく。
Next, the guide
Next, the image composition unit 55 synthesizes the two-dimensional ultrasound image Ia created by the ultrasound
Thereafter, each time the direction component of the unit direction vector V (t) with respect to the orthogonal coordinate axis O-xyz is sequentially input from the position /
このように作用することで、ユーザーが補正キー５ｂを押す度に、図１２に示すガイド画像Ｉｂと２次元超音波画像Ｉａの１２時方向が一致するよう補正される。ガイド画像Ｉｂと２次元超音波画像Ｉａとの中心と法線は常に一致しているため、この補正はモニタ６の表示画面上では図１２に示すような送信コイル１９の位置Ｃ（ｔ）に対応する対応点Ｐのまわりのガイド画像Ｉｂ全体の回転Ｒとなって現れる。
その他の作用は実施例１と同じである。
本実施例は、以下の効果を有する。
このような構成および、作用をする本実施例によれば、ラジアル走査式超音波内視鏡２に内蔵する送信コイル１９が、１個であっても、ラジアル走査式超音波内視鏡２を湾曲させることにより、正確なガイド画像Ｉｂが表示可能となる。
By acting in this way, every time the user presses the correction key 5b, the guide image Ib shown in FIG. 12 and the two-dimensional ultrasonic image Ia are corrected so as to coincide with each other at 12 o'clock. Since the center and normal line of the guide image Ib and the two-dimensional ultrasonic image Ia always coincide with each other, this correction is performed at the position C (t) of the
Other operations are the same as those in the first embodiment.
This embodiment has the following effects.
According to this embodiment having such a configuration and operation, even if the number of transmission coils 19 built in the radial scanning
このことにより、送信コイル１９を２個内蔵する必要が無く、従来内視鏡に装備されている湾曲機能を利用することにより、先端部１１が小型で、挿入性の良い位置検出機能を持ったラジアル走査式超音波内視鏡２でのガイド画像Ｉｂの作成が実現可能となる。
また、先端部１１が小型にできることにより、体腔内にラジアル走査式超音波内視鏡２を挿入する際に被検者の苦痛の軽減が可能となる。
次に本実施例の変形例を説明する。
ガイド画像Ｉｂは、ラジアル走査式超音波内視鏡２のラジアル走査位置と挿入形状をあわせて表示してもよく、ラジアル走査位置のみの表示でもよく、ラジアル走査位置がない挿入形状のみの表示でもよく、ラジアル走査の走査面の表示でも良い。
As a result, it is not necessary to incorporate two
Further, since the
Next, a modification of this embodiment will be described.
The guide image Ib may be displayed by combining the radial scanning position and the insertion shape of the radial scanning
また、本実施例では、ガイド画像Ｉｂを２次元超音波画像Ｉａと並べて表示させるよう構成したが、ガイド画像Ｉｂを２次元超音波画像Ｉａ上に重ねて表示したり、時間を分けて順次に表示したり、別体のモニタで表示したりする、いかなる対比可能な表示方法でもよい。
また、本実施例では解剖学的な画像情報として、被検者以外の凍結人体を１ｍｍピッチで平行にスライスして撮った一辺４０ｃｍの正方形の写真データを用いたが、シェーマ画像もしくは、被検者のＸ線ＣＴ画像（Ｃｏｍｐｕｔｅｒ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）もしくは、ＭＲＩ画像（核磁気共鳴画像：Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ Ｉｍａｇｉｎｇ）でもよい。
また、本実施例では、超音波プローブとして実施例１と同様、機械式のラジアル走査式超音波内視鏡２としたが、実施例２や実施例３のように鉗子チャンネル３１を設け、鉗子チャンネル３１内に挿通し、着脱可能に固定されている位置検出プローブ３３又は３３Ｂ内に送信コイル１９ａ、１９ｂ等を設けたラジアル走査式超音波内視鏡２Ｂや、実施例４のように電子ラジアル走査式のラジアル走査式超音波内視鏡２Ｃを用いてもよい。
In the present embodiment, the guide image Ib is displayed side by side with the two-dimensional ultrasonic image Ia. However, the guide image Ib is displayed on the two-dimensional ultrasonic image Ia in an overlapping manner, or sequentially divided in time. Any comparable display method may be used, such as displaying on a separate monitor.
In this embodiment, as anatomical image information, a photographic image of a square of 40 cm on a side obtained by slicing a frozen human body other than the subject in parallel at a pitch of 1 mm is used. X-ray CT image (Computer Tomography) or MRI image (Magnetic Resonance Imaging) may be used.
Further, in this embodiment, as in the first embodiment, the ultrasonic probe is a mechanical radial scanning
前者の構成にすることで、常に２次元超音波画像の１２時方向を検出し、それに補正を行うことにより、２次元超音波画像の正確な１２時方向を算出するため、ユーザーはラジアル走査式超音波内視鏡２Ｂを挿入軸まわりに回転させても、高精度なガイド画像Ｉｂを表示することが可能となる。
さらに、位置検出プローブ３３の先端を突出口３２から出して走査する際に、何らかの原因で、出している位置検出プローブ３３の先端の向きがずれ、ガイド画像Ｉｂが２次元超音波画像Ｉａとずれてしまった場合にも、ラジアル走査式超音波内視鏡２Ｂを湾曲させ、方位の補正値を算出し直すことにより、再度正確なガイド画像Ｉｂを表示することができる。
また、本実施例では、送信コイル１９をラジアル走査式超音波内視鏡２の先端部１１に設け、送信コイル１９が交流磁場を励起し、送信コイル１９とは別に設けた受信コイル２５が交流磁場を検出し、位置方位検出装置３が受信コイル２５が出力する位置電気信号を基に送信コイル１９の位置・方位データを算出して出力するようにしている。
With the former configuration, the user always detects the 12 o'clock direction of the two-dimensional ultrasound image, and corrects it to calculate the exact 12 o'clock direction of the two-dimensional ultrasound image. Even if the ultrasonic endoscope 2B is rotated around the insertion axis, it is possible to display a highly accurate guide image Ib.
Further, when the tip of the
In this embodiment, the
そして、超音波画像処理装置４が位置・方位データを基に２次元超音波画像の位置および方位を算出するよう構成したが、送信コイル１９と受信コイル２５との配置位置を逆にして受信コイル２５を先端部１１に設け、位置電気信号より受信コイル２５の位置・方位データを算出するよう構成しても良い。
また、本実施例では、超音波画像処理装置４を外部からコントロールする手段として、キーボード５を用いたが、マウスを用いて画面上のメニューを選択する方法でも良い。
The ultrasound
In this embodiment, the
次に本発明の実施例６を説明する。まず、その構成を説明する。本実施例の電子コンベックス走査式超音波内視鏡２Ｅの構成を図１３に示す。なお、本発明は、この実施例の構成に限定されるものでない。
本実施例では、実施例５の超音波内視鏡２とは以下の点が異なる。
実施例５では、超音波プローブとして、ラジアル走査式超音波内視鏡２を用いていたが、本実施例では、電子コンベックス走査式超音波内視鏡２Ｅを用いている。
図１３に示すように、本実施例の電子コンベックス走査式超音波内視鏡２Ｅは、先端部１１には、その側面に挿入軸方向に沿って凸部が形成され、この凸部の表面に沿って多数の短冊状の超音波振動子７１が帯状に配列された超音波振動子アレイ７２が設けられている。
Next, a sixth embodiment of the present invention will be described. First, the configuration will be described. FIG. 13 shows a configuration of an electronic convex scanning
The present embodiment is different from the
In the fifth embodiment, the radial scanning
As shown in FIG. 13, in the electronic convex scanning
より具体的には、先端部１１には湾曲部１２のＵＰ方向の湾曲方向の側面側に、側方から見て凸部が形成され、その凸部の円弧状表面に沿って複数の超音波振動子７１が配列された超音波振動子アレイ７２が設けられている。
この超音波振動子アレイ７２の各超音波振動子７１には、それぞれ信号線７３が接続され、その信号線７３が超音波画像処理装置４へ接続されている。そして、各超音波振動子７１を駆動するためのパルス状の送信駆動電圧と、超音波振動子７１からの超音波エコー信号とがこの信号線７３を介して送受される。
この場合、複数の超音波振動子７１によって超音波を送受波して、挿入軸に平行な平面において超音波ビーム７４による所謂、電子コンベックス走査７５を図１３の矢印で示すよう行える。
More specifically, a convex portion is formed on the
A
In this case, ultrasonic waves are transmitted and received by the plurality of
また、挿入部７の先端部１１には、巻線の軸が挿入部７の挿入軸方向、すなわち、超音波振動子アレイ７２によるコンベックス走査７５の走査面７６に対して平行に固定された送信コイル１９を設けている。
また、電子コンベックス走査式超音波内視鏡２Ｅは、湾曲部１２がＵＰ方向に湾曲する側に突出口３２を設けた鉗子チャンネル３１を有し、コンベックス走査７５の走査面７６内で穿刺針７７を挿通して穿刺や薬剤注入などの処置が行える構成になっている。
その他の構成は実施例５と同じである。
次に本実施例の作用を説明する。
本実施例は実施例５とは、２次元超音波画像を取得する方法、ガイド画像の作成方法、ガイド画像の補正方法が異なる。以下、異なる箇所のみ説明する。
Further, at the
In addition, the electronic convex scanning
Other configurations are the same as those of the fifth embodiment.
Next, the operation of this embodiment will be described.
This embodiment is different from
第１に、２次元超音波画像を取得する方法について説明する。超音波振動子アレイ７２を構成する超音波振動子７１のうち、一部かつ複数の超音波振動子７１は、超音波画像処理装置４からのパルス電圧状の送信駆動電圧を受け取って媒体の疎密波である超音波に変換する。
この際、各送信駆動電圧が各超音波振動子７１に到着する時刻が異なるよう、超音波画像処理装置４が各送信駆動電圧に遅延をかけている。この遅延は、各超音波振動子７１が作成する超音波が被検者内で重ね合わせられたときに一本の超音波ビーム７４を形成するようにかけられる。
First, a method for acquiring a two-dimensional ultrasonic image will be described. Among the
At this time, the ultrasonic
超音波ビーム７４は、電子コンベックス走査式超音波内視鏡２Ｅの外部へと照射され、被検者内からの反射波が超音波ビーム７４とは逆の経路を辿って各超音波振動子７１へ戻る。各超音波振動子７１は、反射波を電気的なエコー信号に変換して送信駆動電圧とは逆の経路で超音波画像処理装置４へ伝達する。
超音波画像処理装置４は、超音波ビーム７４が挿入部７に平行な平面内をコンベックス走査７５するよう、超音波ビーム７４の形成に関与する複数の超音波振動子７１を選択し直し、再び送信駆動電圧を送信する。
このようにして超音波ビーム７４の送信角度が変わっていく。これを反復的に繰り返すことにより、いわゆる電子コンベックス走査７５が実現する。
The
The ultrasonic
In this way, the transmission angle of the
第２に、ガイド画像Ｉｂの作成方法について説明する。
実施例５では、ガイド画像作成部５３は、送信コイル１９の位置Ｃ（ｔ）に対応するスライス画像データ内の対応点Ｐを算出したが、本実施例では、ガイド画像作成部５３は、さらに送信コイル１９の位置Ｃ（ｔ）から超音波振動子アレイ７２の曲率中心の位置Ｑ（ｔ）の位置ベクトルＯＱ（ｔ）の直交座標軸Ｏ−ｘｙｚに対する各方向成分を算出する。 また、ガイド画像作成部５３は、この曲率中心の位置Ｑ（ｔ）に対応するスライス画像データ内の対応点を算出し、これを基にガイド画像Ｉｂを作成する。この様子を図１４に示す。
図１４では、説明の都合上、曲率中心の位置Ｑ（ｔ）、送信コイル１９の位置Ｃ（ｔ）、直交座標軸Ｏ−ｘｙｚの原点Ｏが同一平面上に描かれているが、実際には同一平面上にあるとは限らない。以下、詳細に説明する。
Second, a method for creating the guide image Ib will be described.
In the fifth embodiment, the guide
In FIG. 14, for convenience of explanation, the position Q (t) of the center of curvature, the position C (t) of the
まず、ガイド画像作成部５３は、送信コイル１９の巻線の軸方向を示す単位方向ベクトルＶ（ｔ）の直交座標軸Ｏ−ｘｙｚに対する各方向成分と、単位方向ベクトルＶ（ｔ）に垂直で湾曲部１２がＵＰ方向に湾曲する側への単位方向ベクトルＶＵＰ（ｔ）（以下、ＵＰ方向ベクトル）の直交座標軸Ｏ−ｘｙｚに対する各方向成分とを算出する。
この際、ガイド画像作成部５３は、ＵＰ方向ベクトルＶＵＰ（ｔ）をあらかじめガイド画像作成部５３に設定しておいた或る初期方向と単位方向ベクトルＶ（ｔ）とを含む平面内にあるものとして算出する。
送信コイル１９は、巻線の軸が挿入部７の挿入軸方向、すなわち、超音波振動子アレイ７２のコンベックス走査７５の走査面７６に対して平行に固定されているので、超音波振動子アレイ７２と送信コイル１９の位置Ｃ（ｔ）との相対的な位置関係はあらかじめ設計値として決まっている。
First, the guide
At this time, the guide
Since the
この設計値は、ガイド画像作成部５３があらかじめ記憶しておくものとする。次に、ガイド画像作成部５３は、送信コイル１９の位置Ｃ（ｔ）を始点にし、曲率中心の位置Ｑ（ｔ）を終点にしたベクトルＣＱ（ｔ）の直交座標軸Ｏ−ｘｙｚに対する各方向成分を、この設計値と、単位方向ベクトルＶ（ｔ）の直交座標軸Ｏ−ｘｙｚに対する各方向成分と、ＵＰ方向ベクトルＶＵＰ（ｔ）との直交座標軸Ｏ−ｘｙｚに対する各方向成分とから算出する。
次に、ガイド画像作成部５３は、位置ベクトルＣＱ（ｔ）の直交座標軸Ｏ−ｘｙｚに対する各方向成分と下式とを用いて、超音波振動子アレイ７２の曲率中心の位置Ｑ（ｔ）の位置ベクトルＯＱ（ｔ）の直交座標軸Ｏ−ｘｙｚに対する各方向成分を算出する。
This design value is stored in advance by the guide
Next, the guide
ＯＱ（ｔ）＝ＯＣ（ｔ）＋ＣＱ（ｔ）
次に、ガイド画像作成部５３は、位置ベクトルＯＱ（ｔ）の直交座標軸Ｏ−ｘｙｚに対する各方向成分で定義される超音波振動子アレイ７２の曲率中心の位置Ｑ（ｔ）に対応するスライス画像データ内の対応点の位置と、送信コイル１９の巻線の軸方向を示す単位方向ベクトルＶ（ｔ）のスライス画像データ内の対応ベクトルと、ＵＰ方向ベクトルＶＵＰ（ｔ）のスライス画像データ内の対応ベクトルとを算出する。
次に、ガイド画像作成部５３は、スライス画像データから、曲率中心の位置Ｑ（ｔ）に対応するスライス画像データ内の対応点を含み、単位方向ベクトルＶ（ｔ）のスライス画像データ内の対応ベクトルと、ＵＰ方向ベクトルＶＵＰ（ｔ）のスライス画像データ内の対応ベクトルとを含む平面上にあるデータを抽出し、データ間を補間し、２次元超音波画像のガイド画像として画像合成部５５へ出力する。
OQ (t) = OC (t) + CQ (t)
Next, the guide
Next, the guide
モニタ６は、合成された２次元超音波画像と、ガイド画像とを並べて表示する。図１５にモニタの表示画面を示す。
表示画面の右側には超音波走査に併せてリアルタイムに更新される２次元超音波画像Ｉａが表示されている。図１５の２次元超音波画像Ｉａは、挿入部７を消化管、気管等の体腔に挿入し、超音波振動子アレイ７２によりコンベックス走査して得た２次元超音波画像であり、２次元超音波画像Ｉａ上に体腔の内壁６１が描出されている。
表示画面左側の子画面には２次元超音波画像Ｉａに併せて作成されるガイド画像Ｉｂが表示されている。ガイド画像Ｉｂは、被検者の体表６２までを含んだ広い領域の画像である。
The monitor 6 displays the synthesized two-dimensional ultrasonic image and the guide image side by side. FIG. 15 shows a display screen of the monitor.
On the right side of the display screen, a two-dimensional ultrasound image Ia that is updated in real time in conjunction with ultrasound scanning is displayed. A two-dimensional ultrasonic image Ia in FIG. 15 is a two-dimensional ultrasonic image obtained by inserting the
A guide image Ib that is created together with the two-dimensional ultrasonic image Ia is displayed on the child screen on the left side of the display screen. The guide image Ib is an image of a wide area including the
さらに、ガイド画像作成部５３の作用により、ガイド画像Ｉｂ上には広い領域の中での２次元超音波画像Ｉａの位置を示す２次元超音波画像マーカＭが重畳表示されている。 超音波振動子７１がコンベックス走査７５を行う度に、上述の作用は反復的に繰り返され、２次元超音波画像Ｉａとその位置を示すガイド画像Ｉｂとがリアルタイムに更新されつつ表示される。
第３に、ガイド画像Ｉｂの補正方法について説明する。
Furthermore, a two-dimensional ultrasonic image marker M indicating the position of the two-dimensional ultrasonic image Ia in a wide area is superimposed and displayed on the guide image Ib by the action of the guide
Third, a method for correcting the guide image Ib will be described.
以上で述べた作用では、ガイド画像Ｉｂと２次元超音波画像Ｉａの間で、超音波振動子アレイ７２の曲率中心と２次元超音波画像Ｉａの側方を向く単位方向ベクトルＶ（ｔ）の方向は一致しているものの、ＵＰ方向ベクトル、すなわち２次元超音波画像Ｉａの下方を向く単位方向ベクトルＶＵＰ（ｔ）の方向については、ガイド画像作成部５３がＶＵＰ（ｔ）をあらかじめガイド画像作成部５３に設定しておいた或る初期方向と単位方向ベクトルＶ（ｔ）とを含む平面内にあるものとして算出したため、一致していない。
そこで、本実施例における超音波診断装置１では以下のように作用し、一致させるようガイド画像Ｉｂを補正する。
In the operation described above, between the guide image Ib and the two-dimensional ultrasonic image Ia, the unit direction vector V (t) that faces the center of curvature of the
Therefore, the ultrasonic
実施例１の図３のステップＳ−１と同様に、ユーザーがコンベックス走査式超音波内視鏡２Ｅの先端部１１を関心領域に持っていき、操作部８にある湾曲ノブ１５を回動し、例えば図２（Ｂ）に示すように先端部１１がＵＰ方向へ向くよう、コンベックス走査式超音波内視鏡２Ｅの湾曲部１２を湾曲させた状態にする。
この状態において、キーボード５の湾曲方向キー５ｃを押して、湾曲させた方向がＵＰ方向、ＤＯＷＮ方向、ＲＩＧＨＴ方向、ＬＥＦＴ方向のうちＵＰ方向であることを指示入力する。
Similar to step S-1 in FIG. 3 of the first embodiment, the user brings the
In this state, the curving direction key 5c of the
超音波画像処理装置４は、指示を検知すると、位置方位検出装置３から入力された送信コイル１９の位置Ｃ’の位置ベクトルＯＣ’、単位方向ベクトルＶ’の直交座標軸Ｏ−ｘｙｚに対する各方向成分をメモリ２７に記憶させる。
次に、実施例１の図３のステップＳ−２と同様に、ユーザーが再びコンベックス走査式超音波内視鏡２Ｅの操作部８にある湾曲ノブ１５を回動し、図２（Ｂ）に示すようにコンベックス走査式超音波内視鏡２Ｅの湾曲部１２を真っ直ぐに戻した状態で、キーボード５の補正キー５ｂを押して、補正を指示する。
超音波画像処理装置４は、補正の指示を検知すると、この時刻をｔ＝０にとり、位置方位検出装置３から入力された送信コイル１９の位置ベクトルＯＣ（０）、単位方向ベクトルＶ（０）の直交座標軸Ｏ−ｘｙｚに対する各方向成分をメモリ２７に記憶する。
When the ultrasonic
Next, similarly to step S-2 in FIG. 3 of the first embodiment, the user again turns the bending
When detecting the correction instruction, the ultrasonic
次に、ガイド画像作成部５３は、次に、実施例１の図３のステップＳ−３と同様に、メモリ２７から位置ベクトルＯＣ’、ＯＣ（０）、単位方向ベクトルＶ’、Ｖ（０）の直交座標軸Ｏ−ｘｙｚに対する各方向成分を読み出し、２次元超音波画像のＵＰ方向ベクトルを算出する。
次に、ガイド画像作成部５３は、算出したＵＰ方向ベクトルで新たにガイド画像Ｉｂを作成し、画像合成部５５へ出力する。
次に、画像合成部５５は、超音波画像作成部５１で作成された２次元超音波画像Ｉａと、ガイド画像作成部５３で作成された新たなガイド画像Ｉｂとを合成し、モニタ６へ出力する。そして、ガイド画像作成部５３は、算出したＵＰ方向ベクトルを新たな初期方向とする。
Next, the guide
Next, the guide
Next, the image composition unit 55 synthesizes the two-dimensional ultrasound image Ia created by the ultrasound
以降、ガイド画像作成部５３は、位置方位検出装置３から単位方向ベクトルＶ（ｔ）の直交座標軸Ｏ−ｘｙｚに対する各方向成分が順次入力するたびに、ＵＰ方向ベクトルＶＵＰ（ｔ）を予めガイド画像作成部５３に設定しておいた或る初期方向と単位方向ベクトルＶ（ｔ）とを含む平面内にあるものとして算出し、ガイド画像Ｉｂを作成していく。
このように作用することで、ユーザーが補正キー５ｂを押す度に、ガイド画像Ｉｂと２次元超音波画像Ｉａの下方が一致するよう補正される。ガイド画像Ｉｂの超音波振動子アレイ７２の曲率中心と２次元超音波画像Ｉａの側方を向く単位方向ベクトルＶ（ｔ）は、常に一致しているため、この補正は、モニタ６の表示画面上では図１６に示すガイド画像Ｉｂの更新となって現れる。
その他の作用は、実施例５と同じである。
Thereafter, the guide
By acting in this way, every time the user presses the correction key 5b, the guide image Ib and the two-dimensional ultrasound image Ia are corrected so as to coincide with each other. Since the center of curvature of the
Other operations are the same as those in the fifth embodiment.
本実施例は以下の効果を有する。
本実施例では、鉗子チャンネル３１を設けた電子コンベックス走査式超音波内視鏡２Ｅを用い、２次元超音波画像Ｉａと、ガイド画像Ｉｂとを並べて表示するよう構成したので、穿刺や薬剤注入などの処置の際にコンベックス走査７５の走査面７６の被検者の体内でのオリエンテーションをつけやすい。
その他の効果は、実施例５と同じである。
次に本実施例の変形例を説明する。
本実施例では、超音波振動子アレイ７２のコンベックス走査７５の走査面７６に対して平行に固定された送信コイル１９を設けたが、電子コンベックス走査式超音波内視鏡２Ｅに取り付ける送信コイル１９は、挿入軸に平行な向きでなくともよい。
This embodiment has the following effects.
In this embodiment, the electronic convex scanning
Other effects are the same as those of the fifth embodiment.
Next, a modification of this embodiment will be described.
In this embodiment, the
また、本実施例では超音波振動子アレイ７２のコンベックス走査７５の走査面７６に対して平行に固定された送信コイル１９を設けたが、実施例２や実施例３で示したように、鉗子チャンネル３１に送信コイル１９ａなどを内蔵した位置検出プローブ３３を挿入して、使用してもよい。
その他の変形例は、実施例５と同じである。
Further, in this embodiment, the
Other modifications are the same as those in the fifth embodiment.
次に本発明の実施例７を説明する。本実施例におけるラジアル走査式超音波内視鏡２Ｆの構成を図１６に示す。なお、本発明はこの実施例に限定されるものでない。まず、その構成を説明する。
本実施例は、図４に示す実施例２のラジアル走査式超音波内視鏡２Ｂとは以下の点が異なる。
本実施例における鉗子チャンネル３１は、先端部１１内で湾曲もしくは屈曲しておらず、直線状である。また突出口３２は、挿入部７の挿入軸の方向へ開口している。
また、本実施例におけるラジアル走査式超音波内視鏡２Ｆには、実施例２の湾曲部１２と湾曲ノブ１５の代わりに、突出口３２に鉗子起上台８１が、操作部８に鉗子起上ハンドル８２が設けられている。
Next, a seventh embodiment of the present invention will be described. The configuration of the radial scanning
The present embodiment differs from the radial scanning ultrasonic endoscope 2B of the second embodiment shown in FIG. 4 in the following points.
The
Further, in the radial scanning
鉗子起上ハンドル８２は、鉗子起上台８１とは図示しないワイヤで接続されており、ユーザーは、鉗子起上ハンドル８２を図１６の矢印Ｄの方向へ起こす操作を行うと、鉗子起上台８１がやはり図１６の起上支点８３のまわりに矢印Ｅで示した方向へ起上するよう構成されている。
図１６では省略しているが、先端部１１には、体腔内に照明光を照明する照明窓と光学的なレンズを備えた観察窓を設けてある。鉗子起上台８１が起上する方向は観察窓から得られる光学像の上方向、すなわちＵＰ方向である。
操作部８には、鉗子起上台８１を任意の角度で起上させたまま保持できるよう鉗子起上ハンドル８２をロックする図示しないロック機構が設けられている。
The
Although omitted in FIG. 16, the
The
そして、鉗子チャンネル３１内に挿通された位置検出プローブ３３をその先端部が突出口３２から若干突出するように設定された状態で、鉗子起上台８１を図１６の実線で示すように起上させた状態にすることにより、位置検出プローブ３３の先端部を鉗子起上台８１の起上方向に移動し、その際に先端部内に配置された１番送信コイル１９ａの位置も移動される。この状態での１番送信コイル１９ａの位置を検出することにより、先端部１１の方位等を検出することができるようにしている。
その他の構成は実施例２と同じである。
Then, with the
Other configurations are the same as those of the second embodiment.
なお、実施例２で設けられていた、フレキシブルシャフト２１、モータ２２、ロータリエンコーダ２３は本実施例でも設けられているが、図１６では省略されている。
次に本実施例の作用を説明する。
ユーザーは、図１６に示すように１番送信コイル１９ａと２番送信コイルとは起上支点を挟んで配置されるところまで位置検出プローブ３３を挿入していく。ここで、ユーザーが鉗子起上ハンドルを図１６の矢印Ｄの方向へ起こすと、１番送信コイル１９ａと２番送信コイル１９ｂとは互いの巻線の軸が斜交するよう固定される。
The
Next, the operation of this embodiment will be described.
As shown in FIG. 16, the user inserts the
さらに、このとき、２番送信コイル１９ｂは、超音波振動子１８の近傍に配置され、かつ巻線の軸がラジアル走査の走査平面に垂直な方向に向くよう固定される。また、１番送信コイル１９ａは、突出口３２より突出するよう固定される。
ユーザーは、この鉗子起上ハンドル８２を起こす前後で、キーボード５上のキーを用いることで、超音波画像処理装置４は、実施例２と同様に１２時方向ベクトルを求める。ただし、実施例２では、湾曲をかけた後、真っ直ぐ戻した状態で補正キー５ｂを用いて１２時方向ベクトルを求めたが、本実施例では、真っ直ぐな状態から、鉗子起上をかけた後で補正キー５ｂを用いて１２時方向ベクトルを求める。
その他の作用は実施例２と同じである。
本実施例の効果は、実施例２と同じである。
Further, at this time, the
The user uses the keys on the
Other operations are the same as those in the second embodiment.
The effect of the present embodiment is the same as that of the second embodiment.
次に本実施例の変形例を説明する。
本実施例では、超音波プローブとして実施例２の機械的なラジアル走査を行なう超音波内視鏡２Ｂに類似した構成にしたが、実施例４の電子ラジアル走査を行なう超音波内視鏡２Ｃを用いても、実施例６のようなコンベックス走査を行なう超音波内視鏡２Ｅを用いても良い。
なお、上述した各実施例等を部分的に組み合わせる等して構成される実施例等も本発明に属する。
Next, a modification of this embodiment will be described.
In this embodiment, the ultrasonic probe 2C is configured to be similar to the ultrasonic endoscope 2B that performs mechanical radial scanning according to the second embodiment, but the ultrasonic endoscope 2C that performs electronic radial scanning according to the fourth embodiment is used. Even if it uses, the
It should be noted that embodiments configured by partially combining the above-described embodiments and the like also belong to the present invention.
［付記］
１．超音波を送受波する超音波振動子と、位置検出の信号を発生又は受信する検出素子とが内蔵された先端部と、前記先端部の後端側に設けられた湾曲部とを備えた超音波プローブを用いて、前記湾曲部の湾曲角を変えた２つの状態における前記検出素子の位置算出により、前記超音波振動子が超音波を送受波する基準方位を算出することを特徴とする超音波の基準方位算出方法。
請求項２〜１３の効果群
（請求項２の効果）湾曲を利用して前記基準方位が検出できるので、超音波プローブに配置する検出素子を１つにすることもでき、小型化できる。また精度よく基準方位を算出できる。
（請求項３の効果）湾曲或いは鉗子起上操作等を利用して前記基準方位が算出できるので、超音波プローブに配置する検出素子を１つにして小型化したり、基準方位をより精度良く算出することができる。
[Appendix]
1. An ultrasonic device comprising an ultrasonic transducer that transmits and receives ultrasonic waves, a tip portion that includes a detection element that generates or receives a position detection signal, and a bending portion provided on the rear end side of the tip portion. A reference azimuth in which the ultrasonic transducer transmits and receives ultrasonic waves is calculated by calculating the position of the detection element in two states in which the bending angle of the bending portion is changed using an acoustic probe. A method for calculating the reference direction of sound waves.
Since the reference azimuth can be detected using the effect group of
(Effect of Claim 3) Since the reference orientation can be calculated by using a bending or forceps raising operation, etc., the detection element disposed on the ultrasonic probe can be reduced in size, or the reference orientation can be calculated more accurately. can do.
（請求項４の効果）請求項１とほぼ同じ効果を有する。
（請求項５の効果）請求項２又は３とほぼ同じ効果を有する。
（請求項６の作用効果）超音波画像の基準方位を算出する算出手段を設け、超音波プローブの先端部に配置された送信コイルもしくは受信コイルの巻線の軸が単軸であるよう構成したため、単軸コイルでも走査面の基準方位を正確に取得することができる。
（請求項７の効果）チャンネルを使用する事によって、コイルを設けることによるプローブ先端部の太径化を防ぐことができる。
（請求項８の効果）複数の単軸コイルを使用する事により、精度の高い位置及び方位の検出が可能となる。
(Effect of Claim 4) It has substantially the same effect as
(Effect of Claim 5) It has substantially the same effect as
(Effect of claim 6) Since the calculation means for calculating the reference orientation of the ultrasonic image is provided, the winding axis of the transmitting coil or the receiving coil arranged at the tip of the ultrasonic probe is configured to be a single axis. The reference azimuth of the scanning plane can be accurately acquired even with a single-axis coil.
(Effect of Claim 7) By using a channel, it is possible to prevent the probe tip from becoming thicker by providing a coil.
(Effect of Claim 8) By using a plurality of single-axis coils, it is possible to detect the position and orientation with high accuracy.
（請求項９の効果）請求項７とほぼ同様の効果を有する。また、精度の高い位置及び方位の検出が可能となる。
（請求項１０の効果）精度の高い位置及び方位の検出が可能となる。
（請求項１１の効果）精度の高い位置及び方位の検出が可能となる。
（請求項１２の作用効果）前記超音波画像作成手段が作成した前記超音波画像と、前記検出手段が検出した前記超音波画像の前記位置および方位とを基に３次元画像を作成する３次元画像作成手段を設け、前記３次元画像作成手段は、前記算出手段が算出した前記超音波画像の新たな方位を基にして前記３次元画像を作成したため、高精度な３次元画像を構築することができる。
（請求項１３の作用効果）前記検出手段が検出した前記超音波画像の前記位置および方位とを基に前記超音波画像作成手段が作成した前記超音波画像のガイド画像を作成するガイド画像作成手段を設け、前記ガイド画像作成手段は、前記算出手段が算出した前記超音波画像の新たな方位を基にして前記ガイド画像を補正したため、高精度なガイド画像が表示できる。
(Effect of Claim 9) It has substantially the same effect as
(Effect of Claim 10) It becomes possible to detect the position and direction with high accuracy.
(Effect of Claim 11) It becomes possible to detect the position and orientation with high accuracy.
(Effect of Claim 12) A three-dimensional image for generating a three-dimensional image based on the ultrasonic image generated by the ultrasonic image generating means and the position and orientation of the ultrasonic image detected by the detecting means An image creation unit is provided, and the 3D image creation unit creates the 3D image based on the new orientation of the ultrasonic image calculated by the calculation unit, and thus constructs a highly accurate 3D image. Can do.
(Effect of Claim 13) Guide image creation means for creating a guide image of the ultrasound image created by the ultrasound image creation means based on the position and orientation of the ultrasound image detected by the detection means Since the guide image creation unit corrects the guide image based on the new orientation of the ultrasonic image calculated by the calculation unit, a highly accurate guide image can be displayed.
体腔内に挿入可能な超音波プローブの先端部に超音波を送受波する超音波送受波手段を設けると共に、交流磁場を発生する等する検出素子を配置して、その位置を検出可能にすると共に、湾曲部を湾曲させる等して、先端部の位置或いは方位を変化した状態での検出素子の位置を算出する等して、超音波画像の方位も算出できようにして、挿入が容易にできるように小型化できる。さらに挿入軸方向に進退して超音波画像を得る場合にもその方位を算出して新たな超音波画像の方位の検出もできるようにしている。 An ultrasonic wave transmitting / receiving means for transmitting / receiving ultrasonic waves is provided at the tip of an ultrasonic probe that can be inserted into a body cavity, and a detection element that generates an alternating magnetic field is arranged so that the position can be detected. In addition, it is possible to calculate the azimuth of the ultrasonic image by, for example, calculating the position of the detection element in a state where the position or azimuth of the tip portion is changed by bending the bending portion, etc. Can be miniaturized. Further, when an ultrasound image is obtained by moving back and forth in the insertion axis direction, the orientation is calculated so that the orientation of a new ultrasound image can be detected.
１…超音波診断装置
２…超音波内視鏡
３…位置方位検出装置
４…超音波画像処理装置
５…キーボード
６…モニタ
７…挿入部
８…操作部
１１…先端部
１２…湾曲部
１３…可撓部
１５…湾曲ノブ
１６…湾曲用ワイヤ
１８…超音波振動子
１９…送信コイル
２１…フレキシブルシャフト
２２…モータ
２３…ロータリエンコーダ
２５…受信コイル
３１…鉗子チャンネル
３２…突出口
３３…位置検出プローブ
代理人 弁理士 伊藤 進
DESCRIPTION OF
Claims (9)
前記体腔内プローブの位置および方位を検出する検出手段と、
前記検出手段を構成し、前記体腔内プローブの位置および方位を検出するための信号を発生または受信する検出素子と、
体腔内における前記体腔内プローブの変位に応じて変位する前記検出素子の変更前の位置または方位と、変更後の位置または方位とに基づいて当該体腔内プローブの基準方位を算出する基準方位算出手段と、
前記基準方位算出手段により算出された前記基準方位に基づいて、当該基準方位の算出後に変位する前記検出素子により検出される前記体腔内プローブの方位を補正する補正値を算出する補正値算出手段と、
前記補正値算出手段により算出された補正値に応じて、前記補正値算出手段による前記基準方位の算出後に、前記検出素子により検出される前記体腔内プローブの方位を補正する体腔内プローブ方位補正手段と、
を具備したことを特徴とする体腔内プローブ装置。 An intracorporeal probe comprising an insertion portion for insertion into the body cavity;
Detection means for detecting the position and orientation of the intracavity probe;
A detection element that constitutes the detection means and generates or receives a signal for detecting the position and orientation of the probe in the body cavity;
Reference azimuth calculating means for calculating the reference azimuth of the probe in the body cavity based on the position or azimuth before the change and the position or azimuth after the change of the detection element that is displaced according to the displacement of the probe in the body cavity in the body cavity When,
Correction value calculation means for calculating a correction value for correcting the azimuth of the probe in the body cavity detected by the detection element displaced after calculation of the reference azimuth based on the reference azimuth calculated by the reference azimuth calculation means; ,
In-vivo probe orientation correcting means for correcting the orientation of the body cavity probe detected by the detection element after the calculation of the reference orientation by the correction value calculating means in accordance with the correction value calculated by the correction value calculating means. When,
A body cavity probe device comprising:
ことを特徴とする請求項１に記載の体腔内プローブ装置。 The reference azimuth calculation means calculates the reference azimuth of the body cavity probe based on the position or azimuth before the change of the detection element and the position or azimuth after the change, which are displaced according to the displacement due to the curvature of the body cavity probe. calculate
The body cavity probe device according to claim 1 .
前記体腔内プローブ内に形成された、前記位置検出プローブを挿通する挿通チャンネルと、
をさらに備え、
前記基準方位算出手段は、前記挿通チャンネルに前記位置検出プローブが挿通された際、前記体腔内プローブの湾曲による変位に応じて変位する前記位置検出プローブにおける前記検出素子の変更前の位置または方位と、変更後の位置または方位とに基づいて当該体腔内プローブの基準方位を算出する
ことを特徴とする請求項１に記載の体腔内プローブ装置。 A position detection probe having the detection element;
An insertion channel formed in the body cavity probe and for inserting the position detection probe;
Further comprising
The reference azimuth calculating means includes a position or azimuth before the change of the detection element in the position detection probe that is displaced according to a displacement caused by bending of the body cavity probe when the position detection probe is inserted into the insertion channel. Calculate the reference orientation of the body cavity probe based on the changed position or orientation
The body cavity probe device according to claim 1 .
前記体腔内プローブ内に形成された、前記位置検出プローブを挿通する挿通チャンネルと、
前記体腔内プローブの先端部に開口形成された、前記挿通チャンネルの開口部と、
前記体腔内プローブの先端部に配設され、前記開口部に特定点を始点にして回動し、前記挿通チャンネルに前記位置検出プローブが挿通された際、当該位置検出プローブにおける前記検出素子の位置または方位を変位可能とする起上台と、
をさらに備え、
前記基準方位算出手段は、前記挿通チャンネルに前記位置検出プローブが挿通された際、前記起上台の回動により変位する前記位置検出プローブにおける前記検出素子の変更前の位置または方位と、変更後の位置または方位とに基づいて当該体腔内プローブの基準方位を算出する
ことを特徴とする請求項１に記載の体腔内プローブ装置。 A position detection probe having the detection element;
An insertion channel formed in the body cavity probe and for inserting the position detection probe;
An opening formed in the distal end of the body cavity probe, the opening of the insertion channel;
When the position detection probe is inserted into the insertion channel, the position of the detection element in the position detection probe is arranged at the distal end of the body cavity probe, rotates at a specific point in the opening, and is inserted into the insertion channel. Or a platform that can displace the orientation,
Further comprising
The reference azimuth calculating means includes a position or azimuth before the change of the detection element in the position detection probe that is displaced by rotation of the elevator when the position detection probe is inserted into the insertion channel, and a position after the change. Calculate the reference orientation of the body cavity probe based on the position or orientation
The body cavity probe device according to claim 1 .
前記検出手段は、前記超音波画像の位置および方位を検出する
ことを特徴とする請求項１−４のいずれか一項に記載の体腔内プローブ装置。 The intracorporeal probe is an ultrasonic probe provided with ultrasonic transmission / reception means, and generates an ultrasonic image from an ultrasonic signal obtained by transmitting / receiving ultrasonic waves from the ultrasonic transmission / reception means. With creation means,
The detection means detects the position and orientation of the ultrasonic image.
The body cavity probe device according to claim 1 , wherein the probe device is a body cavity probe device.
前記検出素子は、前記送信コイルまたは前記受信コイルにより構成される
ことを特徴とする請求項１−５のいずれか一項に記載の体腔内プローブ装置。 The detection means includes a transmission coil that generates a magnetic field, and a reception coil that detects a magnetic field generated by the transmission coil,
The detection element is configured by the transmission coil or the reception coil.
The body cavity probe device according to claim 1 , wherein the probe device is a body cavity probe device.
ことを特徴とする請求項６に記載の体腔内プローブ装置。 The axis of the winding of the transmission coil or the reception coil configured as the detection element is a single axis.
The body cavity probe device according to claim 6 .
ことを特徴とする請求項６に記載の体腔内プローブ装置。 The transmission coil or the reception coil configured as the detection element is configured by a plurality of single-axis coils.
The body cavity probe device according to claim 6 .
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