JPH0643242A - 超音波イメージ化システム - Google Patents

超音波イメージ化システム

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JPH0643242A
JPH0643242A JP3299009A JP29900991A JPH0643242A JP H0643242 A JPH0643242 A JP H0643242A JP 3299009 A JP3299009 A JP 3299009A JP 29900991 A JP29900991 A JP 29900991A JP H0643242 A JPH0643242 A JP H0643242A
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ultrasonic
imaging system
tone
generating
medical device
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JP3299009A
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Kip R Nelson
キップ・ロバート・ネルソン
Howard Fidel
ハワード・フィデル
Joseph D Aindow
ジョゼフ・ディ・エインドウ
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Advanced Technology Laboratories Inc
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Abstract

(57)【要約】 （修正有） 【目的】医師が使用する生体検査用ニードルの如き体内
における医療器具の配置を、超音波イメージ化、及び音
響式インジケータにより無視し、器具の挿入状態と目標
の位置を視覚的に把握する。 【構成】先端に超音波受信器２２を持つ生体組織検査用
ニードル１０は皮膚１５を尖刺して体内に入り、超音波
イメージ化プローブ１４から出て来る超音波を検知し、
受信エネルギの素量の関数として変化する制御信号を発
生させ、可聴インジケータを変調する。これにより、医
療器具がイメージ平面に近付き横切る状況をスピーカ９
０により可聴音として示すことができる。また視覚マー
カは、超音波イメージ化システム１６の上に体内の器具
の位置を示すイメージディスプレイとして発生する。器
具が平面に近付き横切ると、視覚マーカも変調され医師
はその状況を視認できる。

Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、体内に侵入することな
く部位をイメージ化する超音波診断システムに関し、特
に体内に医療器具の配置の案内となるための超音波診断
システムの用途に関する。
【０００２】
【従来の技術】超音波診断システムは、体内に医療器具
を配置する一助として、外科的手法や他の体内に侵入す
る手法とともに用いられる。例えば、米国特許第４，６
９７，５９５号及び第４，７０６，６８１号に心臓カテ
ーテルおよび超音波変換器に接続されるペースメーカー
用リード線が記載されている。これらの装置を超音波イ
メージ装置とともに用いる場合に、体内のカテーテルま
たはリード線の位置は、イメージ変換器と体内の装置に
取付けられた変換器との間を超音波信号の受信または伝
達による超音波イメージにより現される。
【０００３】体内の医療器具に超音波変換器を組合わせ
るこの技術はまた、米国特許第３，５５６，０７９号
（オミゾによる）および第４，２４９，５３９号（ヴィ
ルコマーソンらによる）に詳述されるように、ニードル
型装置に応用される。オミゾの特許によれば、ドプラー
診断波がニードルの先端から前方に向けられる。ニード
ルが体を尖刺すると、血管または器官内の移動流体から
後方散乱波が受信され、一般的なドプラー現象により心
泊数が検知される。ドプラー・トーンの受信によって、
流体を含む血管または組織にニードルが到達したことを
示す。もしニードルが誤った位置にあれば、後方散乱波
は戻らず、ドプラー・トーンが止ってしまう。
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】指向性の強いオミゾの
技術固有の制限を考慮して、ヴィルコマーソンらは、ニ
ードル先端に全方向性の発信器を備えたシステムを提供
している。イメージ受信器とともに用いられると、全方
向発信器はその向きに関係なく超音波をイメージ受信器
に送ることができ、従って、ヴィルコマーソンらのシス
テムは、ニードル先端位置を示す超音波イメージにおい
て目印となるものを連続的に提供することが可能であ
る。しかし、ヴィルコマーソンらのシステムは、例えば
医者が生体組織検査を施すような使用に際し種々の批判
的な要求を有している。超音波イメージ受信器は体の比
較的平面な部位上を走査し、２次元イメージに変換して
いる。しかし、ニードルは体を尖刺するときには３次元
を自由に動く。そのため、ヴィルコマーソンらのシステ
ムは、ニードル先端が走査面にあるときは意図した通り
に機能するが、医者が最初に体を尖刺するときとニード
ルを所望の位置に持って行こうとする場合には、曖昧に
しか機能しない。手順のこれらの初期状態の下で、患者
の体を尖刺するときには、医者は細心の注意をもって生
体組織検査用ニードルを尖刺し、これを案内しなければ
ならない。同時に医者は、生体組織検査のための組織構
造およびニードル先端の両方をイメージ平面に来るよ
う、受信器およびニードルを一緒に動かすために、イメ
ージ受信器を操作しイメージ・モニタを注視しなければ
ならない。生体組織検査手順とイメージ手順とを同時に
行うことは、非常に優れた熟練者でさえも厳しい要求を
負わせることになる。生体組織検査用ニードルの配置の
間に医者に対するこれらの要求を容易にするような特徴
をもつシステムを提供することが望まれてきた。
【０００５】これらの要求を容易にするための努力は、
米国特許第４，４０７，２９４号（ヴィルコマーソンに
よる）に示されている。このシステムによれば、生体組
織検査用ニードルがその先端に２つの検知−受信器を備
えている。生体組織検査手順の間、ニードル先端に向け
られた超音波は、二つの受信器によってイメージ発信器
に関するニードルの位置により決る僅かな時間差で受信
される。そして、ヴィルコマーソンは、二つの受信器に
よって受信される信号の位相比較を行い、位相比較の結
果を用い（例、遅れ位相または進み位相）、「もっと
左」または「もっと右」インジケータを動作させる。イ
ンジケータは、イメージ平面にニードル先端を持って行
くためにニードルまたはイメージ発信器のいずれかに要
求される操作として医者に対する案内となる。しかし、
この特許は、システムにおいて、「左」または「右」と
いうのは絶対的な意味ではないという曖昧さが存在する
ことを認めている。これは即ち、ニードルまたはイメー
ジ発信器の回転が左右の方向の反転を惹起するからであ
る。この問題を解決するために、ヴィルコマーソンはニ
ードルの外側端部に指標を設ける提案をしている。結局
これは、先述の要求に付加えて、医者はさらにインジケ
ータおよびニードル指標を注視しなければならない。従
って、生体組織検査手順はより多くの要求を生みだす。
【０００６】
【課題を解決するための手段】本発明の原理によれば、
超音波イメージ化を用いた体内における医療器具の配置
を監視するためのシステムは、器具の配置を容易にする
ことができる。超音波受信器は、イメージ発信器から超
音波を受信するために器具の末端に取付けられる。器具
の受信器によって超音波が受信されると、音響式インジ
ケータが鳴る。受信器が超音波路に接近すると、受信さ
れる超音波エネルギが増加し、それに伴って音響変化す
る。従って、医者は尖刺手順の進み具合を聴覚的に監視
することができる一方、体内における器具の挿入状態と
目標の位置を視覚的に監視できる。
【０００７】受信された超音波はさらに、体内における
受信器の位置を示す超音波イメージディスプレイ上にお
ける視覚マーカとして用いられる。本発明の別の面によ
れば、視覚マーカは受信された超音波エネルギの関数と
して変化して、イメージ平面に対する器具の接近の視覚
的案内を提供する。
【０００８】本発明のさらに別の面によれば、システム
はテストモードおよび補正モードを含む。この動作モー
ドは、受信器によって受信される信号を処理するサブシ
ステムのテスト環境を提供する。この動作モードはさら
にイメージディスプレイ上に補正マーカを表示し、超音
波イメージディスプレイの補正を、いかなる体内侵入手
順の開始に先立って、医療器具の挿入深度まで可能なら
しめる。
【０００９】
【実施例】図１において、生体組織検査用ニードルの位
置を超音波イメージ化するための本発明の原理に従って
構成されたシステムが示されている。中空の生体組織検
査用ニードル１０が患者に皮膚表面１５を尖刺して体内
にあるのが示されている。中空ニードルはその中に、Ｐ
ＶＤＦ材料からなる超音波受信器２２がその末端に固着
されたスタイレット２０（図２参照）として構成された
侵入生体組織検査用プローブを備えている。超音波１８
が超音波イメージ化プローブ１４の変換器から出て、生
体組織検査される体の部位に向けられる。プローブの受
信器はイメージ化システム１６からケーブル１７によっ
て供給される伝達パルスにより動作し、イメージ化プロ
ーブ変換器により受信される超音波エコー情報はケーブ
ルによりイメージ化システムに戻されて、そこで体の部
位の平面イメージを形成するのに用いられる。イメージ
化プローブから発生した超音波は、多要素変換器を通し
て電気的に処理されるか、または、変換器を回転させた
り振動させたりするプローブ内の機械構造により機械的
に処理される。超音波を処理するのに必要な適当な信号
はまたケーブル１７により伝達される。
【００１０】超音波がスタイレット受信器２２により受
信されると電気信号に変換される。そして、変換された
信号はスタイレット内部および３０で示される外部の電
線によりトランスポンダ・モジュール１２に伝達され
る。これらの受信信号に応じてトランスポンダ・モジュ
ールはスピーカ９０に出させる可聴音を発生し、イメー
ジ化プローブ１４のイメージ平面における受信器２２の
位置を示すビデオマーカ信号を発生する。ビデオマーカ
信号はケーブル１７により超音波イメージ化システム１
６のイメージディスプレイに送られ、ディスプレイ上の
適当な位置に表示される。詳細を以下に述べるように、
スピーカ９０の可聴音およびビデオマーカ信号は、受信
器２２により受信される超音波のエネルギ強度に応じて
変調される。これにより、ニードル先端の体の平面部位
に対する接近を聴覚的・視覚的に使用者に指示すること
ができる。
【００１１】スタイレット２０はその部分断面図が図２
に示される。スタイレットはステンレススチールの中空
体２１を含む。中空部内には銅線２４が挿通され、ステ
ンレススチール体より独立させるためにエポキシ樹脂２
６により包囲される。スタイレット２０の末端にはＰＶ
ＤＦフィルムからなる受信器２２が備えられる。受信器
の裏面には銅線がＵＶ処理されたエポキシ２８により接
着され、受信器２２の裏面と銅線との間に容量性電気接
続をなしている。受信器の表面に物理的接続は一切なさ
れておらず、ステンレススチール体と電池作用的結合を
なしている。超音波が受信器に受信されると、それぞれ
異なる信号に変換されて、銅線２４およびステンレスス
チール体２１によりスタイレットの手元端部のシールド
縒り線３０に伝達される。縒り線の一端にはコネクタ３
２が接続され、トランスポンダ・モジュール１２に接続
される。図２のスタイレットの構成例においては、受信
器２２は、直径１０００分の７インチ、厚さ５２μｍの
ＰＶＤＦフィルム片からなっている。スタイレット先端
に対する受信器のこの実質的な平面構造は、エポキシに
より裏張りされることで、受信器がスタイレット先端か
ら前方に向く実質的な円錐触角構造となることを示す。
【００１２】図３はトランスポンダ・モジュール１２の
処理回路のブロック図を示す。スタイレットの受信器２
２は導線３０によりトランス３４の一次側に接続され
る。トランス３４は、スタイレットとモジュール回路と
の間の直流電気的な絶縁を提供する。そのため、イメー
ジプローブから受信された超音波エネルギに応じて受信
器２２により増幅された信号は、プリアンプ４０の入力
側にトランス接続される。プリアンプの出力は自動利得
制御（ＡＧＣ）アンプ４２の入力側に接続される。ＡＧ
Ｃアンプの利得特性により増幅された超音波エネルギ信
号は全波増幅検知回路４４により検知される。検知され
た信号は、検知信号をサンプルし、検知信号のレベルに
応じてＡＧＣ制御電圧を増幅するＡＧＣサンプル・ホー
ルド回路６０に入力される。検知信号はまたコンパレー
タ４６の一方の入力側に入力される。ここで、信号レベ
ルはＡＧＣ制御電圧レベルと比較される。コンパレータ
４６は、ＡＧＣ電圧の可変閾値を越える検知信号に応じ
てパルスを生成する。これらの検知パルスは次にアップ
／ダウンコントローラ５０に入力される。ＡＧＣ制御電
圧はまたＡＧＣアンプ４２の利得制御入力側に入力さ
れ、さらに、微分タイマ７０に入力される。微分タイマ
７０は、マーカ・バースト・ジェネレータ８０およびオ
シレータ／アンプ１７７のためにＡＧＣ制御電圧に応じ
た変調信号を生成する。オシレータ／アンプは微分タイ
マからの変調信号によって変調される可聴トーンをスピ
ーカ９０を通して生成する。
【００１３】コンパレータ４６により生成された検知パ
ルスは、イメージディスプレイ上にビデオマーカ信号を
表示させるために処理される。この処理は、ケーブル１
７によってブランク・パルス・ジェネレータ１００の入
力側で受信されるイメージ受信器のための伝達パルスの
受信とともにはじまる。各伝達パルスによってブランク
・パルス・ジェネレータ１００はパルスを生成し、この
生成されたパルスによってアップ／ダウンコントローラ
５０はアップ／ダウンカウンタ５２に初期化データをロ
ードする。そして、カウンタ５２は初期値からカウント
アップを始める。コンパレータ４６からパルスを受信す
ると、スタイレット受信器による超音波の受信時間を示
し、アップ／ダウンコントローラはカウントの方向を逆
転させ、カウンタ５２は０に向ってカウントダウンを始
める。カウント０は、超音波がスタイレット先端に届
き、エコーがスタイレット先端からイメージ受信器に戻
る、全伝達時間を示す。従って、カウンタ５２によって
測定されるこの全伝達時間は、イメージにおいてスタイ
レット先端の位置を示すためにイメージシステムに送ら
れるマーカ信号の時間を示す。
【００１４】妥当性検査回路５４はブランクパルス発生
器１００からのパルスにより同期がとられ、コントロー
ラ５０およびカウンタ５２と同調してディスプレイのた
めに表示情報の妥当性の検査を行う。妥当性検査回路の
出力は、イメージ化システムによる検知のために適当な
マーカ・バースト信号を生成するマーカ・バースト・ジ
ェネレータ８０の入力側に接続される。マーカ・バース
ト信号は微分回路からの信号により変調され、ディスプ
レイ上のマーカによってスタイレット先端のイメージ平
面への接近が視覚的に分るようになる。マーカ・バース
ト信号は、ブランク・パルス発生器にパルスを送るのと
同じケーブル１７によりイメージ化システムに送られ
る。
【００１５】図４により、プリアンプ４０およびトラン
スがより詳細に示される。縒り線３０により伝達される
差分超音波エネルギ信号は、トランス１３４の一次巻線
側に入力される。トランスの二次側は低Ｑ通過アンプ１
４２に接続される。このアンプ１４２は低域通過フィル
タ１４４に対して通過帯域における情報信号を通過させ
る。低域通過フィルタ１４４はカットオフ周波数を選択
して、よりよい低ノイズ化のために超音波エネルギ信号
において重要な周波数より上の信号を除去する。フィル
タリングされた信号は微分アンプ１４６により増幅さ
れ、ＡＧＣアンプ４２に対して接続されているトランス
１４８に入力される。
【００１６】ＡＧＣ回路およびオーディオ・ビデオ変調
信号回路のブロック図は図５に示される。検知回路４４
からの検知超音波情報信号はトランジスタ１６２のベー
スに入力され、信号レベルはサンプリングされてコンデ
ンサ１６４および抵抗１６５からなる時定数網を充電す
る。コンデンサはトランジスタによりほぼ検知超音波の
ピークにまで急速充電され、抵抗１６５によりゆっくり
と放電される。この網に対して時定数がほぼ０．５であ
れば、網は連続的に受信する超音波からサンプリングし
電荷を蓄積することができる。従って、コンデンサが充
電される電圧レベルは、スタイレット受信器２２により
受信される超音波エネルギの素量または強度の指針とな
る。この電圧レベル信号はＡＧＣアンプ１６０により増
幅され、超音波エネルギが受信されたときに増加し、０
にまで減衰するＡＧＣ制御電圧を生成する。ＡＧＣ制御
電圧はＡＧＣアンプ４２の利得制御入力側に印加される
と、アンプ４２は超音波エネルギが０のとき最大利得を
示し、受信器２２がイメージ平面にあり常に超音波エネ
ルギを受信していると利得の減少を示す。
【００１７】ＡＧＣ制御電圧はまたコンパレータ４６の
入力側に入力される。そのため、超音波を受信しないと
きに比較的低い閾値を示し、受信器２２がイメージ平面
に接近し一致したときに閾値は高くなる。
【００１８】ＡＧＣ制御電圧はさらにオペアンプ１６６
およびコンパレータ１６８の入力側に入力される。コン
パレータおよびオペアンプはまたポテンショメータ１６
７および１６９から基準電圧レベルが入力される。コン
パレータ１６８の出力側は出力モニタ２００に接続さ
れ、出力モニタはトランスポンダ・モジュールに対する
出力が最初にオンとなったときに初期化されるタイマを
含んでいる。出力モニタのタイマがコンパレータ１６８
による状態変化が無くてタイムアウトとなれば、すなわ
ち、超音波エネルギの受信が無いまま時間が経過した後
に現れる状態になれば、出力モニタは電源２０２をオフ
する。しかし、タイマがタイムアウトになる前に超音波
エネルギを受信すれば、ＡＧＣ制御電圧は増加して、コ
ンパレータ１６８の状態を変化させ、タイマをリセット
する。この遮断網により、トランスポンダ・モジュール
は動作していないとき自動的にオフし、モジュールは出
力を保持したままのバッテリにより駆動されることが可
能になる。
【００１９】アンプ１６６の出力動作は逆の方法でＡＧ
Ｃ制御電圧に従う。オペアンプの出力電圧は、抵抗−コ
ンデンサ網１７２により決定される時定数を有する５５
５型タイマ１７０に印加される。超音波検知がないとき
のＡＧＣ制御電圧レンジの上限においてタイマ１７０が
１Hzパルスを生成できるように、網１７２の時定数が選
択される。超音波エネルギが生体組織検査用プローブに
より受信されたときにオペアンプからの電圧が減少する
ように、これに対応して、タイマにより生成されたパル
ス周波数はほぼ３Hzの最大周波数に増加する。ポテンシ
ョメータ１６７は、タイマ１７０により生成されたブリ
ンク信号の間隔の手動で調整するための手段を提供す
る。
【００２０】この変化するブリンク信号の間隔はインバ
ータ１７４によりいま一つの５５５型タイマ１７６に入
力され、これはゲート・オシレータを構成する。オシレ
ータ１７６は３KHzのゲート・バースト信号を生成し、
アンプ１７８により増幅されスピーカ９０を駆動する。
受信器２２による超音波エネルギの受信がないときはス
ピーカ９０は動作しない。これは、オシレータのリセッ
ト入力側に印加される単安定マルチバイブレータ１７７
からのパルスに応じてのみオシレータ１７６が非動作と
なるからである。以下に説明するように、マルチバイブ
レータ１７７は、超音波エネルギの妥当検知に応じてト
リガが与えられ、イメージ化システムの最低イメージ・
フレーム・レートよりも少なくとも大きい幅のパルスを
発生する。従って、生体組織検査用プローブが超音波を
絶え間無く受信し続け始めると、マルチバイブレータ１
７７は繰返しトリガが与えられ、オシレータ１７６は常
に動作停止し続ける。そのため、スタイレット先端が走
査平面に接近して超音波エネルギの受信を始めると、ス
ピーカは１秒に１回の割合で音を出し始める。そして、
スタイレット先端がイメージ平面に近づきこれを横切
り、これにより素早く連続的に超音波を受信すると、音
は１秒に３音の最大割合に増加する。従って、生体組織
検査用ニードルおよびスタイレットを手動操作する医者
はイメージ平面に一致するよう音で案内される。
【００２１】超音波イメージにおけるスタイレット先端
の位置のディスプレイ表示を発生させるシステムの一部
の概略図を図６に示す。図１に示すように、トランスポ
ンダ・モジュール１２が、イメージ化システム１６から
プローブ１４に伝達パルスを伝えるケーブル１７に接続
される。そしてまた、超音波エコーはプローブからイメ
ージ化システムに戻る。図６においては「ＴＲＩＧ」と
名付けられた伝達パルスは、単安定マルチバイブレータ
１０２の入力側に入力される。マルチバイブレータの出
力反転Ｑはアップ／ダウンカウンタ５２の「ＬＯＡＤ」
入力側に入力される。この入力におけるパルスはプリセ
ット・データ・レジスタ１５６からカウンタ５２に対し
てカウント初期値をロードする。このデータ値は選択的
に調節されて、カウンタ５２により行われる飛行時間測
定法を補正する。
【００２２】マルチバイブレータ１０２の出力反転Ｑ
は、フリップフロップ１１０をクリアして、生体組織検
査用プローブ２０からのパルス受信を待つ状態にフリッ
プフロップ１５２をセットする。出力反転Ｑはまたダイ
オード１７０によりマーカ・バースト単安定マルチバイ
ブレータ１８０に接続される。これにより、イメージ化
システムからのＴＲＩＧパルスの受信またはカウンタ５
２の初期化によるマルチバイブレータ１８０のいかなる
予期しないトリガ発生を防止する。フリップフロップ１
５２のセットにより、高周波システムクロックＣＬＫ
は、アップ／ダウンコントローラのフリップフロップ１
５４をリセットし、このフリップフロップの出力Ｑはロ
ー状態になる。この出力は、現在はカウントアップする
ように制御されているカウンタ５２のアップ／ダウン制
御入力側に入力される。マルチバイブレータ１０２のパ
ルスの持続時間が終ると、ＣＬＫ信号のパルスに応じて
カウンタ５２はその初期値からカウントアップを始め
る。フリップフロップ１５４の出力反転Ｑは、現在ハイ
状態にあり、定状状態にセットされている妥当性検査フ
リップフロップ１５８のＤ入力に入力される。妥当性検
査フリップフロップ１５８はマルチバイブレータ１０２
の出力Ｑからのパルスにより駆動され、フリップフロッ
プ１５８の出力Ｑはマルチバイブレータ１７７のトリガ
となる。現在のＴＲＩＧパルスに応じて生体組織検査用
プローブ２０によって超音波が検知されなければ、次の
ＴＲＩＧパルスによってマルチバイブレータ１０２から
のパルスが妥当性検査フリップフロップ１５８をセット
し、その出力反転Ｑはロー状態のままになる。フリップ
フロップ１５８のこの出力反転Ｑの状態はマーカ・バー
スト・マルチバイブレータ１８０のトリガ出力を禁止す
る。
【００２３】生体組織検査用プローブ２０によって検知
可能超音波が受信されれば、コンパレータ４６は上記し
たようにパルスを発生する。このパルスはフリップフロ
ップ１１０をセットする。フリップフロップ１１０の出
力反転ＱはＡＧＣアンプ４２の利得制御入力に入力さ
れ、フリップフロップのセットはアンプの利得を最小の
利得状態になるようにする。これにより、次のＴＲＩＧ
パルスに応じてフリップフロップ１１０がリセットされ
るまで、超音波が検知されるかＡＧＣアンプを通したマ
ーカ・バースト・パルスの伝達の後にシステムによるノ
イズの受信を防止する。
【００２４】コンパレータ４６が発生したパルスはまた
アップ／ダウンコントローラのフリップフロップ１５２
をクリアし、出力反転Ｑをハイ状態にする。次のＣＬＫ
パルスにより、この状態変化はフリップフロップ１５４
で起る。そして、フリップフロップ１５４の状態変化に
よってカウンタ５２をカウントダウンさせ始める。この
カウントする方向の変化により、イメージ化プローブ１
４から生体組織検査用プローブ２０への超音波の飛行時
間を際立たせる。カウンタ５２が０にカウントダウンす
ると、キャリーアウト・パルスがカウンタの出力ＣＯに
おいて発生し、生体組織検査用プローブ２０からイメー
ジ化プローブ１４への超音波エコーの理論的戻り時間で
あることを示す。エコーの戻り路の中に信号が発射され
て超音波イメージにおけるスタイレット先端の適切な視
覚表示のためのイメージ化システムに到達するのはこの
時である。従って、この時に、カウンタからのＣＯパル
スは単安定マルチバイブレータ１８２のトリガとなり、
マーカ・バースト・マルチバイブレータ１８０の入力を
クリアするパルスを発生させる。しかし、この時フリッ
プフロップ１５８の出力反転Ｑのロー状態により禁じら
れているので、マルチバイブレータ１８０はマーカ・バ
ーストを発生しない。
【００２５】マルチバイブレータ１０２の出力Ｑにおい
て発生した次のＴＲＩＧパルスおよび合成パルスによ
り、フリップフロップ１５４の出力反転Ｑのロー状態
を、検算フリップフロップ１５８に進める。フリップフ
ロップ１５８の出力反転Ｑは今ハイであり、マーカ・バ
ースト・マルチバイブレータはもはや検算フリップフロ
ップに禁止されていない。マルチバイブレータ１７７は
またフリップフロップ１５８によりトリガを与えられ、
オシレータ１７６に可聴トーンを発生させる。従って、
超音波エネルギは現在のＴＲＩＧパルスに応じて生体組
織検査用プローブ２０により受信されるならば、カウン
タ５２は再びカウントアップおよびカウントダウンを行
い、ＣＯパルスを発生し、そして、マルチバイブレータ
１８２にトリガを与える。マルチバイブレータ１８２が
発生したパルスによりマルチバイブレータ１８０をゲー
ト操作し、マルチバイブレータ１８０の入力Ａにおける
２．２５MHzパルス列により、マルチバイブレータ１８
０は、マルチバイブレータ１８２からの持続時間２μ秒
のパルスにつき、７０ナノ秒のパルス列を発生する。
【００２６】さらに先の動作は図７の波形で示される。
受信されたＴＲＩＧパルスは波形７ａに示され、これに
対応する、マルチバイブレータが発生するパルスＢＬが
波形７ｄに示される。波形７ｂはカウンタ５２のカウン
トを示す。これより、パルスＢＬの終了時の初期値に設
定されることが分る。そして、カウンタはカウントアッ
プを行い、パルス４００がコンパレータ４６（図７のｃ
参照）から受信されると、その時点でカウントダウンを
始める。矢印４０４はパルスＣＯが発生する時間を示す
が、妥当性検査フリップフロップのために、この時はマ
ーカ・バーストは発生しない。第２のパルスＢＬ４０５
は、アップ／ダウンコントローラフリップフロップ１５
２および１５４に先立って、妥当性検査フリップフロッ
プの状態を変化させ、カウンタをカウントアップの方向
にする。再び、コンパレータ４６が第２のパルス４０２
を発生するまで、カウンタ５２はカウントアップを行
う。カウンタのカウント方向は再び反転し、矢印４０６
で示されるように、パルスＣＯが発生するまでカウンタ
はカウントダウンを行う。このパルスＣＯにより、マー
カ・バースト発生回路フリップフロップ１８０および１
８２は、妥当性検査フリップフロップの状態のためにマ
ーカ・バースト４０８を発生する。
【００２７】連続したパルスＴＲＩＧに応じた超音波の
連続受信により、各パルスＴＲＩＧを受信した後妥当性
検査フリップフロップ１５８はリセット状態になる。従
って、マーカ・バーストは、連続する各超音波に応じて
マルチバイブレータ１８０により発生する。一旦、生体
組織検査用プローブがパルスＴＲＩＧに続く検知可能超
音波を受信するのに失敗すると、妥当性検査フリップフ
ロップが再びリセットされてマーカ・バーストが発生す
る前に連続して２つ受信しなければならない。
【００２８】イメージ化プローブ１４から超音波システ
ム１６にエコー情報パルスを伝えるケーブル１７のライ
ンにマーカ・バーストは入力される。従って、マーカ・
バーストは、イメージ化システムによりスタイレット先
端の位置におけるエコーの強力な受信として取扱われ、
それに従いディスプレイに表示される。
【００２９】タイマ１７０が発生した信号ＢＬＩＮＫは
マーカ・バースト発生回路のマルチバイブレータ１８２
のクリア入力側に入力される。超音波受信中のパルス化
した信号ＢＬＩＮＫは、マルチバイブレータ１８２がパ
ルスを発生するのを周期的に禁止する。超音波イメージ
ディスプレイ上に現れる効果は結局、パルスＢＬＩＮＫ
に同期して表示が点灯する。
【００３０】信号ＢＬＩＮＫは図８のｂに示されてお
り、その反転は、オーディオ・オシレータ１７６に入力
されており、図８のａに示されている。これらの図の波
形はいずれも図８のｃの時間軸で描かれている。超音波
の非常にわずかの素量だけが受信されると、下向きパル
ス４１４により示されるように毎秒僅かな間隔だけ表示
が消える。これに応じて、スピーカ９０にパルス４１０
が通過し、毎秒僅かな間隔だけの「ビープ音」を発生さ
せる。しかし、超音波が進むイメージ平面に生体組織検
査用プローブが接近すると、これらのパルスの比例して
超音波エネルギの受信強度が増加する。そして、スピー
カ９０は、パルス４１２により毎秒３回の最大比率にま
で高い「ビープ音」を発生し、パルス４１６により同じ
高い比率で表示が点滅する。従って、医者はこれらの可
視および可聴指示によりイメージ平面に対して案内され
る。
【００３１】断続的な「ビープ音」以外の可視的指示も
また使用可能であることは評価される。例えば図５のコ
ンパレータ１６６の出力を適当に調節し、オシレータ１
７６に対してそのような信号を直接印加することによ
り、オシレータが発生した連続パルス列の周波数は変化
可能である。これにより、オシレータは、超音波エネル
ギを初めて受信したとき低周波数を発生し、イメージ平
面が近づくにつれ次第に増加する周波数を発生するか、
または、その反対の周波数を発生する。反対に、コンパ
レータが発生した可変強度信号をアンプ１７８の利得制
御入力側に入力することもでき、ニードルおよびイメー
ジ平面の位置に応じてトーンを小から大に変化させる。
【００３２】図６はまた、トランスポンダ・モジュール
およびイメージ化システムのためのテストおよび補正の
機能を示す。この機能は、外科的手順の準備に先立ち、
そして、トランスポンダ・モジュール１２に生体組織検
査用プローブ２０を接続するのに先立ち行うことが可能
であり、モジュールの動作およびイメージ化システム１
６のディスプレイの確認を行う。この機能はスイッチ３
０６を開くことにより開始され、単安定マルチバイブレ
ータ３００がイメージ化システムからの各パルスＴＲＩ
Ｇによりトリガを与えられることが可能となる。各パル
スＴＲＩＧにより、マルチバイブレータ３００の出力反
転Ｑは、イメージ化プローブから一定の距離を進む超音
波が必要な時間に相当する所定時間内ローになる。例え
ば、マルチバイブレータのパルス持続時間は、超音波が
３ｃｍ進むのに相当する１８μ秒にセットされる。マル
チバイブレータ３００のパルスの立ち下がりによりマー
カバースト発生回路にトリガを与え、このときイメージ
化システムに対してケーブル１７によりマーカ・バース
トを伝達させる。本実施例においては、このバーストの
タイミングは皮下３ｃｍの深さに表示マーカを発生す
る。
【００３３】マーカ・バースト発生回路によるマーカ・
バーストの発生は、インバータ１５８から妥当性検査フ
リップフロップ１５８のクリア入力側に対して信号ＴＥ
ＳＴを入力することにより、テストおよび補正モードに
おいて可能になる。妥当性検査フリップフロップは従っ
て状態がホールドされ、マーカ・バーストをこの動作モ
ードの間連続的に発生させる。
【００３４】テストおよび補正モードにおいてマルチバ
イブレータ１８０が発生するマーカ・バーストはダイオ
ード３０４によりプリアンプの帯域通過アンプ１４２に
投入される（図４参照）。この投入バーストは、生体組
織検査用プローブ２０による超音波受信と同様に、プリ
アンプおよび後段の回路により受信される。従って、送
り込まれたバーストは、プリアンプ、ＡＧＣアンプ、検
知回路、コンパレータおよびカウンタを検査して、これ
らの動作を確認する働きを持つ。モジュールが正しく動
作しているときは、投入バーストは検知され、マーカ・
バースト時間においてカウンタ５２のカウント方向を逆
転させる。これは、本実施例ではほぼ１９．５μ秒であ
る。そして、カウンタはカウント方向を逆転させ、パル
スＣＯがカウント０において発生するまでカウントダウ
ンを行う。パルスＣＯは、投入バーストの受信後１９．
５μ秒間発生し、皮下６ｃｍの深さにおいてディスプレ
イのためのタイミングで第２のマーカ・バーストの発生
のためのトリガとなる。従って、各パルスＴＲＩＧのイ
ンターバルの間、イメージ化システムに２つのマーカ・
バーストが送られ、一方はマルチバイブレータ３００の
パルスのインターバルの終了において、他方はこのイン
ターバルの２倍の時点において送られる。本実施例にお
いては、視覚マーカは深さ３ｃｍおよび６ｃｍに発生す
る。
【００３５】テストおよび補正機能の動作の流れは図９
の波形により示される。図９のａはケーブル１７上の信
号を示し、これには、イメージ化システムから受信され
たパルスＴＲＩＧおよびモジュールによりイメージ化シ
ステムに伝達されたマーカ・バーストを含んでいる。図
９のｂはマルチバイブレータ３００が発生するパルスを
示し、図９のｃはカウンタ５２のカウントを示してい
る。パルス４２０の終端においてマーカ・バースト４２
２が発生し、イメージ化システムに伝達される。マーカ
・バースト４２２はまたプリアンプに投入され、このと
きカウンタ５２にカウントダウンを始めさせる。矢印４
２４で示すように、カウンタが０に達すると、カウンタ
のパルスＣＯは、イメージ化システムに伝達される第２
のマーカ・バースト４２６を発生する。この第２のマー
カ・バーストはまたプリアンプに投入される一方、検知
回路にまでは到達しないことに着目すべきである。なぜ
なら、第１の投入マーカ・バースト４２２の受信により
フリップフロップ１１０をセットし、ＡＧＣアンプの利
得を殆ど０にまで減少させるからである。次のパルスＴ
ＲＩＧが受信されフリップフロップ１１０がリセットさ
れるまでは、ＡＧＣアンプは再びイネーブルとなること
はない。
【００３６】さらに図９に示されるように、各パルスＴ
ＲＩＧに対して、例えば４３２および４３６の２つの視
覚マーカが、パルス４２０，４３０の持続時間の１倍お
よび２倍の時点でイメージディスプレイ上に発生してい
る。
【００３７】これら視覚マーカのイメージ化システムに
対する連続的な伝達は、図１のテストイメージの見本に
示されるようにイメージに対して２本の線を発生させ
る。適切な動作状態の下では、２本のラインはディスプ
レイ上のイメージにおいて２つの深さに現れる。より深
い方は浅い方の２倍の深さである。本実施例において、
イメージ化システムのキャリパ（calipers）は３ｃｍお
よび６ｃｍの深さにディスプレイ上でラインとして現れ
る。イメージディスプレイが、一方が他方の２倍になっ
ている深さの２地点において２本のラインを示さないな
らば、外科的手順を始める前に、ユーザはトランスポン
ダ・モジュールに対して補正あるいは調整の必要がある
ことに気づく。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の原理に従って構成される超音波イメー
ジ化生体組織検査用ニードルのためのシステムである。
【図２】先端に超音波変換手段を有する生体組織検査用
ニードル・スタイレットである。
【図３】本発明の原理に従った、医療器具の変換手段か
らの超音波エネルギを受信し処理するシステムのブロッ
ク図である。
【図４】図３のシステムにおけるプリアンプの詳細なブ
ロック図である。
【図５】図３のシステムにおけるサブシステムであるＡ
ＧＣ回路および変調回路の詳細なブロック図である。
【図６】図３のシステムにおけるサブシステムである視
覚マーカ回路およびテスト・補正回路のブロック図であ
る。
【図７】図３〜図６のシステムの動作を説明する波形で
ある。
【図８】図３〜図６のシステムの動作を説明する波形で
ある。
【図９】図３〜図６のシステムの動作を説明する波形で
ある。
【符号の説明】
１０…生体組織検査用ニードル １２…トランスポンダ・モジュール １４…超音波イメージ化プローブ １５…皮膚表面 １６…超音波イメージ化システム １７…ケーブル １８…超音波 ２２…超音波受信器 ３０…縒り線 ９０…スピーカ
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 キップ・ロバート・ネルソン アメリカ合衆国98011ワシントン州ボセル、 ウエスト・リバーサイド・ドライブ17514 番 (72)発明者 ハワード・フィデル アメリカ合衆国10530ニューヨーク州ハー ツデイル、スコット・プレイス24番 (72)発明者 ジョゼフ・ディ・エインドウ イギリス、イングランド、ディティ29ピー ビー、ドーセット、ドーチェスター、シド リング・セント・ニコラス、ハイ・ストリ ート６番 ブリュワリー・コテージ

Claims (20)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 患者の体内の医療器具の位置を示すため
    の超音波イメージ化システムであって、 超音波イメージ表示手段と、 患者の体内に超音波を伝達するための、上記イメージ表
    示手段に接続される超音波イメージ化変換手段と、 患者の体内で使用され、上記イメージ化変換手段からの
    超音波エネルギを受信するための超音波変換手段を有す
    る医療器具とを有し、上記医療器具の超音波変換手段
    は、上記超音波イメージ化変換手段のイメージ平面にあ
    るとき、最大超音波エネルギを受信し、さらに、 体内における上記医療器具の超音波変換手段の位置を指
    示するイメージ表示信号を発生するための、上記超音波
    変換手段による上記超音波エネルギの受信に対応する手
    段と、 上記医療器具の超音波変換手段により受信される超音波
    エネルギの関数として変化する信号を発生するための、
    上記医療器具の超音波変換手段に接続される手段と、 可聴トーンを発生するための手段と、 上記医療器具の超音波変換手段により受信される超音波
    エネルギの関数として上記可聴トーンを変調するため
    の、上記超音波エネルギの可変信号に対応し、上記可聴
    トーンを発生する手段に接続される手段と、を有するこ
    とを特徴とする超音波イメージ化システム。
  2. 【請求項２】 上記変調手段は上記可聴トーンを最大お
    よび最小の変調レベルの範囲で変調し、上記医療器具の
    超音波変換手段が上記イメージ化変換手段のイメージ平
    面にあるときに上記最大変調レベルが得られることを特
    徴とする請求項１に記載の超音波イメージ化システム。
  3. 【請求項３】 上記変調手段は上記可聴トーン発生手段
    を変調し、パルス状トーンを発生させ、上記可聴トーン
    は上記最大変調レベルにおいて最大パルス幅であること
    を特徴とする請求項２に記載の超音波イメージ化システ
    ム。
  4. 【請求項４】 上記変調手段は上記可聴トーン発生手段
    を変調し、パルス状トーンを発生させ、上記可聴トーン
    は上記最大変調レベルにおいて最小パルス幅であること
    を特徴とする請求項２に記載の超音波イメージ化システ
    ム。
  5. 【請求項５】 上記変調手段は上記可聴トーン発生手段
    を変調し、可変周波数トーンを発生させ、上記可聴トー
    ンは上記最大変調レベルにおいて最大周波数であること
    を特徴とする請求項２に記載の超音波イメージ化システ
    ム。
  6. 【請求項６】 上記変調手段は上記可聴トーン発生手段
    を変調し、可変周波数トーンを発生させ、上記可聴トー
    ンは上記最大変調レベルにおいて最小周波数であること
    を特徴とする請求項２に記載の超音波イメージ化システ
    ム。
  7. 【請求項７】 上記変調手段は上記可聴トーン発生手段
    を変調し、可変音量トーンを発生させ、上記可聴トーン
    は上記最大変調レベルにおいて最小音量であることを特
    徴とする請求項２に記載の超音波イメージ化システム。
  8. 【請求項８】 上記変調手段は上記可聴トーン発生手段
    を変調し、可変音量トーンを発生させ、上記可聴トーン
    は上記最大変調レベルにおいて最大音量であることを特
    徴とする請求項２に記載の超音波イメージ化システム。
  9. 【請求項９】 患者の体内の医療器具の位置を示すため
    の超音波イメージ化システムであって、 超音波を体内の部位に平面に伝達し受信する超音波イメ
    ージ化変換手段と、 患者の体内で使用され、上記医療器具の変換手段が上記
    部位の平面に接近し横切ると、上記イメージ化変換手段
    と超音波エネルギを交換するための超音波変換手段を有
    する医療器具と、 上記イメージ化変換手段および医療器具の変換手段間で
    交換される超音波エネルギレベルを検知して、エネルギ
    レベルを示す信号を発生するための、両者による超音波
    エネルギの交換に対応する振幅検知手段と、 交換された超音波エネルギレベル変化の関数として変化
    する可変信号を発生するための、上記振幅検知手段に接
    続される手段と、 可聴トーンを発生するための手段と、 上記イメージ化変換手段および医療器具の超音波変換手
    段により交換される超音波エネルギレベル変化の関数と
    して上記可聴トーンを変調するための、上記可変信号に
    対応し、上記可聴トーンを発生する手段に接続される手
    段と、を有することを特徴とする超音波イメージ化シス
    テム。
  10. 【請求項１０】 上記可聴トーン発生手段はパルス状ト
    ーンを発生し、上記パルス状トーンのパルス幅は上記変
    調手段により変調されることを特徴とする請求項９に記
    載の超音波イメージ化システム。
  11. 【請求項１１】 上記可聴トーン発生手段は可変周波数
    トーンを発生し、上記トーンの周波数は上記変調手段に
    より変調されることを特徴とする請求項９に記載の超音
    波イメージ化システム。
  12. 【請求項１２】 上記可聴トーン発生手段は可変音量ト
    ーンを発生し、上記トーンの音量は上記変調手段により
    変調されることを特徴とする請求項９に記載の超音波イ
    メージ化システム。
  13. 【請求項１３】 患者の体内の医療器具の位置を示すた
    めの超音波イメージ化システムであって、 超音波を体内の部位に平面に伝達する超音波イメージ化
    変換手段と、 患者の体内で使用され、上記医療器具の変換手段が上記
    部位の平面に接近し横切ると、上記イメージ化変換手段
    からの超音波エネルギを受信するための超音波変換手段
    を有する医療器具と、 上記医療器具の変換手段により受信される超音波エネル
    ギレベルを検知して、エネルギレベルを示す信号を発生
    するための、超音波エネルギの受信に対応する振幅検知
    手段と、 受信された超音波エネルギレベル変化の関数として変化
    する可変信号を発生するための、上記振幅検知手段に接
    続される手段と、 可聴トーンを発生するための手段と、 上記医療器具の超音波変換手段により受信される超音波
    エネルギレベル変化の関数として上記可聴トーンを変調
    するための、上記可変信号に対応し、上記可聴トーンを
    発生する手段に接続される手段と、を有することを特徴
    とする超音波イメージ化システム。
  14. 【請求項１４】 患者の体内の医療器具の位置を示すた
    めの超音波イメージ化システムにおいて、体内の部位の
    超音波イメージを表示するための超音波イメージ表示手
    段と、上記体内の部位における医療器具の位置を示す視
    覚マーカを発生するための、上記超音波イメージ表示手
    段に接続される装置とを有し、上記装置はさらに、 補正信号を発生する手段を有し、上記補正信号は、上記
    体内の部位の所定の深さについて表示するための上記超
    音波イメージ表示手段に入力されることを特徴とする超
    音波イメージ化システム。
  15. 【請求項１５】 上記補正信号は第１および第２の深さ
    において上記イメージ表示手段上に表示され、上記第２
    の深さは第１の深さの２倍であることを特徴とする請求
    項１４に記載の超音波イメージ化システム。
  16. 【請求項１６】 上記装置はさらに、動作状態をテスト
    するために、受信された超音波パルスを示すテスト信号
    を発生する手段を有することを特徴とする請求項１４に
    記載の超音波イメージ化システム。
  17. 【請求項１７】 上記補正信号は上記テスト信号として
    上記装置に発生することを特徴とする請求項１６に記載
    の超音波イメージ化システム。
  18. 【請求項１８】 上記イメージ表示手段に接続されるイ
    メージ化変換手段と、 上記イメージ化変換手段に接続され、上記体内の部位を
    複数の超音波を伝達させる上記変換手段を動作させるた
    めの手段と、をさらに有し、 上記イメージ化変換手段の動作に続いて、上記補正信号
    を上記超音波イメージ表示手段に入力することを特徴と
    する請求項１４に記載の超音波イメージ化システム。
  19. 【請求項１９】 上記イメージ表示手段上の所定の深さ
    における表示のための上記イメージ化変換手段の動作の
    所定時間後、上記補正信号は上記超音波イメージ表示手
    段に入力されることを特徴とする請求項１８に記載の超
    音波イメージ化システム。
  20. 【請求項２０】 上記イメージ表示手段上の第１および
    第２の深さにおける表示のための上記イメージ化変換手
    段の動作の所定の第１の時間および第２の時間後、上記
    補正信号は上記超音波イメージ表示手段に入力されるこ
    とを特徴とする請求項１９に記載の超音波イメージ化シ
    ステム。
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