在多個圖像系列之間調整時間相位的超聲診斷裝置的製作方法

2023-09-12 08:55:45

專利名稱：在多個圖像系列之間調整時間相位的超聲診斷裝置的製作方法
技術領域：
本發明涉及一種在各個不同的條件下獲取多個圖像系列的超聲診斷裝置。該超聲診斷裝置用於調整多個圖像系列之間的相位。本發明進一步涉及一種調整在醫療設備中獲取的多個圖像系列之間的時間相位的方法。
背景技術：
一種超聲診斷裝置聲穿透超聲脈衝到一個病人或一個物體(這裡稱為待測者)。從內置在超聲探針的傳感器中產生超聲脈衝。然後超聲診斷裝置使用超聲傳感器從待測者接收回波信號。由於待測者的組織中的聲阻抗的差異出現了回波信號。
上述這樣的診斷技術需要簡單的操作，例如將超聲探針接觸待測者的身體表面。通常操作由醫生等(以下稱為操作者)來完成。因此，操作者能夠簡單的實時觀察兩維超聲圖像。超聲技術廣泛的應用於器官例如心臟的功能性和/或形態學的診斷。特別的，在用於心臟周圍的區域上的超聲診斷中，客觀地和數量上評估心臟功能是非常重要的。因此，用於心臟診斷中的測量項目通常包括心臟組織的運動率、血流的速度、和心腔的面積和/或容積。
當診斷心臟的運動功能時，圖像顯示為移動圖像，並且最好是要求以三維信息為基礎做出診斷。為了達到這樣的臨床要求或需要，期待將來將實時三維掃描技術運用於實際應用中。然而目前使用從相對於心臟各個不同方向獲取的多個兩維移動圖像來進行。包括以上述方式獲得的各個移動圖像的圖像設法以相位調整的方式顯示在信號顯示器上。時間相位能夠被定義為在心跳的重複周期中圖像獲取的時間。需要時間相位調整的一個例子可以是同時顯示沿心臟長軸的X線斷層照片和沿心臟短軸的X線斷層照片。另一個例子可以是同時顯示常規條件下的心臟的預定部分的移動圖像和在運動負荷(stress)施加到待測者後立即獲得的預定部分的移動圖像。上述的其它例子可以被稱為運動負荷超聲心動描記法。
此外，存在一種根據相互正交的兩個X斷層照片測量心腔容積的技術。例如，分別以移動圖像的形式獲取四腔像數據和二腔像數據。這樣，根據測量技術基於圖像數據來測量心腔容積，四腔像可以表示為X線斷層照片，該X線斷層照片示出了心臟的兩房和兩室。二腔像可以表示為X線斷層照片，該X線斷層照片示出了心臟的一房和一室。
在具有檢查這種心臟功能的目的的超聲診斷技術中，調整兩個移動圖像之間的心臟搏動(心跳)的時間相位是重要的。在顯示每個在不同的成像條件下的移動圖像的情況下，或是在基於這樣兩個移動圖像計算容積的情況下，尤其重要。在下文中，獲取作為移動圖像或圖片的連續圖像數據(時間序列圖像數據)稱為連續圖像或連續圖像數據。
上述超聲診斷技術中，其中一般利用心跳同步技術，例如在超聲圖像獲取過程中獲取心電圖描記複合波信息。換句話說，例如，與心電圖描記複合波的R波相同步連續獲取超聲圖像。根據以前的情況，在每個不同的條件下(例如四腔像獲取和二腔像獲取)使用心電圖描記複合波獲取超聲圖像數據。當複製和顯示這些圖像數據時，連續地顯示了在四腔像獲取條件下獲得的圖像數據和在二腔像獲取條件下獲得的圖像數據，例如，並列在單個顯示器上。那些圖像數據的每一個用於在R波出現後的每個預定周期中獲取的圖像此外，基於這些圖像數據做出包括心腔的容積計算的各種測量。在這一點上，當選擇預定時間相位中的圖像時，同樣非常普遍的是，設置超聲圖像的圖像號(或幀號)以便確定選擇的圖像，以代替設置從R波出現經過的時間周期。根據R波出現的時間瞬間確定幀號。
如上所述，用於兩種不同的連續圖像的心跳同步技術的應用允許以時間相位顯示兩個心臟圖像，每個心臟圖像處於不同的條件下。這導致了通過超聲脈衝在心臟功能的測量中的巨大改進。
然而，當根據心電圖描記複合波以常規方式確定(或設置)超聲圖像的時間相位時，心電圖描記複合波的R波之間的間隔不可能總是恆定的。特別的，承受心臟檢查的待測者，像是患了心律不齊。進一步的，即使它是一個正常的健康人，在運動負荷施加到人身上後，心臟描記複合波R波之間的間隔，突出的短是很明顯的。更更進一步，眾所周知，在心臟疾病的一般情況下，心臟描記複合波的R波之間的間隔不是有規則的短和長，而寧可說是例如心臟收縮周期跟心臟舒張周期之間的比例不同。
常規技術的缺點將在圖1中描述，作為示例關於預定的待測者心臟心電圖描記複合波的心臟舒張周期臨時改變。圖1示出了根據本發明的現有技術的心電圖描記複合波的兩個預定的R波間隔之間連續圖像關係示意圖。圖1中，圖1(a)示出了心電圖描記複合波，圖1(b)示出了兩個不同預定時間周期的連續圖像的圖像號(或兩個預定R波間隔中的超聲圖像的幀號)。圖1(c)示出了連續圖像中的心腔容積。例如，在心臟圖描記複合波的R波R1和R波R2(以下稱為間隔R1-R2)之間的間隔的過程中連續獲取四腔圖的NO+1圖像(第一圖像系列)。同樣，在心臟圖描記複合波的R波R3和R波R4(以下稱為間隔R3-R4)之間的間隔的過程中連續獲取二腔圖NO圖像(第二圖像系列)。在間隔R1-R2中，第一圖像(圖像1)可以在R波R1出現後的時間t1獲取，第二圖像(圖像2)可以在R波R1出現後的時間t2獲取。類似的，NO圖像(圖像NO)可以在R波R1出現後的時間tNO獲取。在圖1(c)中，在間隔R1-R2和R3-R4的每一個中的波峰到波谷的周期可以稱為心臟收縮周期。進一步的，在間隔R1-R2和R3-R4的每一個中波谷到波峰的周期可以稱為心臟舒張周期。波峰的時間可以稱為結束心臟舒張的時間。波谷的時間可以稱為結束心臟收縮的時間。
當進行運動負荷超聲心動描記法時，運動前待測者的圖像可以獲取。例如，在間隔R1-R2過程中。類似的，運動後待測者的圖像可以獲取。例如，在R3-R4過程中。
通常，圖像獲取時間對於任何一個超聲圖像總是穩定的。因此，當在間隔R3-R4中心臟舒張周期短於間隔R1-R2中心臟舒張周期時，間隔R1-R2中結束心臟舒張的時間Q1可以對應於第一圖像系列的(NO+1)圖像(或幀)，這時間隔R3-R4中的結束心臟舒張時間Q2對應於第二圖像系列的NO圖像(或幀)。如上所述的例子，當心臟舒張周期和/或心臟收縮周期暫時改變時，如果根據在心電圖描記複合波中各個R波出現之後的預定時間獲得的圖像解釋時間相位，則正確的解釋時間相位或第一圖像系列和第二圖像系列之間的關係是很困難的。如果根據包括在各個預定R波間隔中的圖像的圖像號(或幀號)解釋這樣的時間相位也是困難的。因此，引起了根據第一圖像系列和第二圖像系列進行調整顯示時間相位和/或進行時間相位中各種測量的困難。
發明概要根據本發明的第一方面，提供一種包括一個聲穿透器，一個接收器和一個處理器的超聲診斷裝置。配置聲穿透器以便聲穿透超聲到一個待測者。配置接收器以便從待測者接收超聲產生的回波信號。處理器與接收器通信。進一步的，配置處理器以便處理回波信號，從而獲得在第一條件下的第一圖像系列和在第二條件下的第二圖像系列。也可以配置處理器以便測量第一圖像系列上的第一物理量和第二圖像系列上的第二物理量。進一步配置處理器，基於第一物量值量和第二物理量相對於第一圖像系列的時間相位以便調整第二圖像系列的時間相位。
根據本發明的第二方面，提供一種包括一個聲穿透器，一個接收器和一個處理器的超聲診斷裝置。配置聲穿透器以便聲穿透超聲到一個待測者。配置接收器以便從待測者接收超聲產生的回波信號。處理器與接收器通信。進一步的，配置處理器來處理回波信號以便聲穿透時在第一條件下獲得第一圖像系列，和聲穿透時在第二條件下獲得第二圖像系列。也可以配置處理器以便當已經獲得第一圖像系列時在第一預定周期中檢測第一、第二和第三特徵曲線時間和當已經獲得第二圖像系列時，在第二預定周期中檢測第四、第五、第六特徵曲線時間。進一步配置處理器以便根據第一至第六特徵曲線時間，調整第一圖像系列的時間相位和第二圖像系列的時間相位。
根據本發明第三方面，提供一種包括一個發生器和一個處理器的醫療圖像裝置。配置發生器以便產生在第一條件下的第一系列醫療圖像和在第二條件下的第二系列醫療圖像。處理器與發生器通信。進一步的，配置處理器以便測量第一系列醫療圖像上的第一物理量和第二系列醫療圖像上的第二物理量，並根據第一物理量和第二物理量，相對於第一系列醫療圖像的時間相位調整第二系列醫療圖像的時間相位。
根據本發明的第四方面，提供一種接收在醫療設備中獲得的一系列醫療數據的數據處理器。處理器包括一個接口和一個處理器。配置接口以便在醫療設備中接收在第一條件下獲得的第一系列醫療數據和在醫療設備中在第二條件下獲得的第二系列醫療數據。配置處理器以便測量在第一系列醫療數據上的第一物理量和在第二系列的醫療數據上的第二物理量，並根據第一物理量和第二物理量，相對於第一系列醫療數據的時間相位調整第二系列醫療數據的時間相位。
根據本發明第五方面，提供一種相對於在醫療設備中在第一條件下獲得的第一醫療數據系列的時間相位，調整在醫療設備中在第二條件下獲得的第二系列醫療數據的時間相位的方法。此方法包括步驟測量在第一系列醫療數據上的第一物理量；測量在第二系列醫療數據上的第二物理量；並根據第一物理量和第二物理量調整相對於第一系列醫療數據的時間相位的第二系列醫療數據的時間相位。
根據本發明的第六方面，提供一種電腦程式產品，在其上面存儲用於相對於在醫療設備中在第一條件下獲得的第一系列醫療數據的時間相位，調整在醫療設備中在第二條件下獲得的第二系列醫療數據的時間相位的電腦程式。電腦程式具有指令，當執行時，完成步驟測量在第一系列醫療數據上的第一物理量；測量在第二系列醫療數據上第二物理量；並根據第一物理量和第二物理量調整相對於第一系列醫療數據的時間相位的第二系列醫療數據的時間相位。
根據本發明的第七方面，提供一種包括一個發生器和一個處理器的醫療圖像裝置。配置發生器以便在第一周期過程中產生第一系列醫療圖像和在不同於第一周期的第二周期過程中產生第二醫療圖像。處理器與發生器相通信。進一步的，配置處理器以便測量在第一系列醫療圖像上的第一物理量和在第二系列醫療圖像上的第二物理量，並根據第一物理量和第二物理量調整相對於第一系列醫療圖像的時間相位的第二系列醫療圖像的相位。
根據發明的第八方面，提供一種調整多個圖像系列之間的時間相位的醫療診斷裝置。該裝置包括一個發射器，一個接收器，一個處理器和一個記憶存儲裝置。配置發射器以便提供第一信號到一個待測者。配置接收器以便從待測者接收與第一信號有關的第二信號。處理器與接收器通信，從接收器接收第二信號。記憶存儲裝置耦合到處理器。進一步的，記憶存儲裝置存儲圖像系列。也可以操作處理器以便從第二信號產生多個數據組並在記憶存儲裝置中存儲每個數據組為圖像系列。操作處理器以便從每個圖像系列中確定一個輪廓(profile)。也可以操作處理器以便更進一步根據從第一圖像系列和第二圖像系列的每一個確定的物理量的比較，調整相對於第二圖像系列的輪廓的第一圖像系列的輪廓。


參考以下詳細的描述，連同附圖一起考慮，可以簡單的得出本發明的實施例的更完整的評價和它很多附帶的優點，其中圖1是示出了根據本發明的現有技術的心電圖描記複合波的兩個預定的R波間隔之間的連續圖像的關係的示意圖；圖2是示出了根據本發明的第一實施例的超聲診斷裝置典型構造的結構圖；圖3是示出了根據本發明的第一實施例的用於獲取連續圖像數據的過程的例子的流程圖；圖4是示出了根據本發明的第一實施例的用於時間相位調整的過程的例子的流程圖；圖5A是示出了根據本發明的第一實施例的用於說明心腔容積測量的連續B模式圖像數據的例子的示意圖；圖5B是示出了根據本發明第一實施例的說明關於心腔容積測量的柱體(column)模型的例子的示意圖；圖6是示出了根據本發明的第一實施例的用於更詳細說明心腔容積測量的連續B模式圖像數據的例子的示意圖；圖7是示出了根據本發明的第一實施例的用於說明心腔容積測量的兩種連續B模示圖像數據的每一種的例子的示意圖；圖8是示出了根據本發明的第一實施例連續圖像數據和時間序列容積變化圖之間的關係的例子的示意圖；圖9是示出了根據本發明的第一實施例的兩種連續B模示圖像數據之間的時間相位調整的例子的示意圖；圖10是示出了根據本發明第一實施例的在時間相位調整之前和之後的時間序列容積變化的示意圖；圖11是示出了根據本發明第二實施例的根據時間相位調整同時顯示的過程的例子的流程圖；圖12是根據本發明第二實施例的時間相位調整第一和第二連續圖像的並列顯示的例子的示意圖；
圖13是根據本發明的第二實施例的時間相位調整第一和第二連續圖像的並列顯示縮略圖(thumbrail)的例子的示意圖；圖14是根據本發明第二實施例的在縮略圖顯示後並列顯示的例子的示意圖；圖15是根據本發明第二實施例的時間相位調整三種連續圖像的的並列顯示縮略圖的另一個例子的示意圖；圖16是根據本發明的實施例心腔容積數據、心電圖數據和心音圖數據之間的關係的例子的圖；圖17是根據本發明實施例的數據處理器的典型構造的結構圖。
具體實施例方式
參考附圖描述本發明的實施例。
(第一實施例)參考附圖2至10描述根據本發明的第一實施例的超聲診斷裝置。在本發明的第一實施例中，對於包括在兩(個)連續圖像數據(或兩個不同圖像系列)的每個圖像測量心腔內部空間的容積。對於同一個待測者分別在兩個不同條件下獲得兩個連續圖像數據。兩個連續圖像數據可以包括第一連續圖像數據和第二連續圖像數據。第一連續圖像數據可以表示為心臟的四腔圖的各種時間序列方式。第二連續圖像數據可以表示為心臟的二腔圖的各種時間序列方式。四腔圖是與二腔圖正交的心臟的圖。該圖由超聲掃描產生。在容積測量後，根據包括在第一連續圖像數據中的圖像的四腔圖上測量的容積暫時的響應，分別確定心臟的第一心臟收縮周期和第一心臟舒張周期。類似的，根據包括在第二連續圖像數據中的圖像的二腔圖上測量的容積暫時的響應，分別確定心臟的第二心臟收縮周期和第二心臟舒張周期。因此，根據對應於第一心腔收縮周期，第一心臟舒張周期，第二心臟收縮周期和第二心臟舒張周期的每一個的周期中獲得的圖像的數目，第二連續圖像數據的時間相位可以調整為第一連續圖像的時間相位。進一步的，在時間相位調整後，使用根據第一連續圖像數據和第二連續圖像數據的調整的時間相位所計算的第三連續圖像數據，可以測量心腔內部的空間的容積。
圖2是示出了根據本發明的第一實施例的超聲診斷裝置的典型構造的結構圖。超聲診斷裝置可以包括一個超聲探針1，一個超聲傳輸單元2，一個超聲接收單元3，一個B模式處理單元4，一個都卜勒模式處理單元5，一個圖像測量單元6，一個輸入單元7，一個顯示單元8，和一個系統控制單元9。
超聲探針1可以發送(或聲穿透)超聲脈衝，並從待測者接收當超聲探針接觸到待測者的身體表面時由發送的超聲脈衝產生的回波信號。超聲探針1包括一個包含多個一維排列的超聲微傳感器的尖端。微傳感器是電聲的傳感器元件。在發送中微傳感器轉換電子脈衝為超聲脈衝。進一步的，在接收中微傳感器轉換超聲脈衝為電子脈衝。超聲探針1常常配置為小型的和輕型的，並通過電纜連接到超聲傳輸單元2和超聲接收單元3。操作者能夠根據一個要診斷的部分從例如扇區掃描，線性扇區掃描和凸形掃描中選擇超聲探針的一種類型。在以下的描述中，將描述有關使用扇區掃描的一個例子的超聲探針1。
超聲傳輸單元2可以產生用於生成超聲脈衝的驅動信號。超聲傳輸單元2可以包括一個速率脈衝發生器11，一個發送延遲電路12和一個脈衝器13。速率脈衝發生器11產生確定聲穿透到待測者的身體的超聲脈衝的重複周期的速率脈衝(rate pulse)。產生的速率脈衝提供到發送延遲電路12。發送延遲電路12是一個確定傳輸中超聲波束的收斂距離和偏移角度的延遲電路。進一步的，發送延遲電路12可以包括多個獨立的延遲電路。使用的獨立的延遲電路數目可以確定為與傳輸中使用的超聲傳感器的數目相同。發送延遲電路12向產生的速率脈衝提供延遲時間用於使超聲脈衝收斂為預定深度。這是為了在傳輸中獲得超聲波束的狹窄的寬度。發送延遲電路12進一步向產生的脈衝提供另一個延遲時間用於在預定的方向上傳送超聲脈衝。延遲的速率脈衝提供到脈衝器13。脈衝器13是一個產生用於驅動超聲傳感器的高壓脈衝的驅動電路。脈衝器13可以包括多個獨立的驅動電路。使用的獨立的驅動電路的數目可以確定為與傳輸中使用的超聲傳感器的數目相同，類似於發送延遲電路12。
傳感器接收電路3可以從待測者接收超聲回波信號。超聲回波信號得自聲穿透到待測者中的超聲脈衝。超聲接收電路3可以包括一個前置放大器14，接收延遲電路15，和一個加法器16。前置放大器14放大通過超聲傳感器轉換為電子脈衝的小信號並獲得具有很好的「信號噪聲比」(S/N)的電子脈衝。接收延遲電路15給前置放大器14的輸出信號一個延遲時間，用於從預定深度(輸出信號)收斂超聲回波信號，以便在接收中獲得一個超聲波束的狹窄的寬度。接收延遲電路15進一步給輸出信號另一個延遲時間用於在預定方向上連續偏移超聲波束和在待測者上掃描。接收延遲電路15向加法器16提供給出上述延遲時間和上述另一延遲時間的輸出信號。加法器16相加多個輸出信號，並因此輸出所述多個輸出信號作為一個超聲數據信號。
B模式處理單元4可以處理該一個超聲數據信號以便準備一個B模式圖像數據。B模式處理單元4可以包括一個對數變換器17，一個包絡檢波器18，和一個模擬到數字轉換器(以下稱為A/D轉換器)19。對數變換器17完成一個超聲數據信號的振幅上的對數變換，以便在比較中加重超聲數據信號的薄弱萬分。一般的，從聲穿透的待測者接收的信號具有一個大於80db的很寬動態範圍的振幅。因此，為了在具有狹窄的動態範圍的正規TV監測器上顯示從聲穿透待測者接收的信號，完成信號上一個振幅壓縮以便加重信號的薄弱成分是非常重要的。包絡檢波器18檢測一個已經完成了對數變換的超聲數據信號。包絡檢波器18進一步除去包絡檢測的信號的超聲頻率分量並只檢測已經除去超聲頻率分量的信號的一個振幅。A/D轉換器19轉換包絡檢波器18的一個輸出信號為一個數位訊號。數位訊號表示B模式信號。
都卜勒模式處理單元5可以處理該一個超聲數據信號，以便準備一個彩色都卜勒圖像數據或一個組織都卜勒圖像數據。都卜勒模式處理單元5可以包括一個參考信號發生器20，一個π/2移相器21，混頻器22-1和22-2，低通濾波器23-1和23-2，和A/D轉換器24-1和24-2，一個都卜勒信號存儲器25，一個快速付立葉變換(以下稱為FFT)分析器26，和計算器27。都卜勒模式處理單元5主要完成正交解調和FFT分析。
所述一個超聲數據信號輸入到混頻器22-1的第一輸入終端並且也輸入到混頻器22-2的第一輸入終端。參考信號發生器20具有一個幾乎與超聲數據信號相同的頻率。參考信號發生器20輸出一個直接提供到混頻器22-1的第二終端的參考信號。參考信號還提供到π/2移相器21。π/2移相器21將參考信號的相位移相併提供給混頻器22-2的第二終端一個π/2相移參考信號。混頻器22-1和22-2的輸出信號提供到低通濾波器23-1和23-2。低通濾波器23-1除去參考信號的頻率和一個超聲數據信號的頻率之間的和數分量。因此，參考信號的頻率和一個超聲數據信號的頻率之間的差分分量由低通濾波器23-1抽取。類似的，低通濾波器23-2除去π/2相移參考信號的頻率和一個超聲數據信號的頻率之間的和數分量。因此，π/2相移參考信號的頻率和一個超聲數據信號的頻率之間的差分分量由低通濾波器23-2抽取。
A/D轉換器24-1轉換低通濾波器23-1的輸出為數位訊號。類似的，A/D轉換器24-2轉換低通濾波器23-2的輸出為數位訊號。換句話說，正交解調產生的輸出由A/D轉換器24-1和24-2轉換為數位訊號。在提供到FFT分析器26之前，正交解調產生的數位化的輸出臨時保存在都卜勒信號存儲器25。FFT分析器26完成對數位化輸出的FFT分析。計算器27計算從FFT分析器26獲得的頻譜的中心，一個展開式(expansion)等等。
圖像測量單元6可以調整分別在不同條件下獲取的兩種或多種連續圖像的相位。在下面的描述中，將描述兩種連續圖像用於解釋本發明的第一實施例。然而，連續圖像的數目(種類)不可以被限定為只有兩個。
圖像測量單元6可以包括一個存儲器28，一個處理器29，和一個顯示存儲器30。存儲器28可以包括一個圖像存儲器和一個輔助存儲器。圖像存儲器存儲圖像數據。輔助存儲器存儲測量數據，例如心腔的容積，直徑等。更詳細的，圖像存儲器可以存儲它們的時間相位調整前已經獲取的連續圖像數據。圖像存儲器可以進一步存儲在它們的時間相位調整後獲取的連續圖像數據。輔助存儲器可以存儲從在它們的時間相位調整前已經獲取的連續圖像數據獲得的容積數據。輔助存儲器更進一步存儲從在它們的時間相位調整後獲得的連續圖像數據獲取的容積數據。順帶的，圖像存儲器可以存儲B模式圖像數據，都卜勒模式圖像數據，和同步B模式圖像數據和D模式圖像數據的圖像數據，作為心臟的連續圖像數據。然而，一般的將B模式圖像數據用於心腔的容積測量。
處理器29連續的讀出存儲在存儲器28中的兩種連續圖像數據的每個圖像並測量包括在每一個圖像中的心腔的容積。進一步的，處理器29計算兩種連續圖像數據的每一個的時間序列的容積轉變。在每一個時間序列容積轉變中，處理器29確定一個或多個轉變的波峰(最大值)和一個或多個轉變的波谷(最小值)。因此，處理器29根據確定的波峰和波谷確定心臟的心腔收縮周期和心臟舒張周期。在周期確定後，處理器29比較包括在一個連續圖像數據的心臟收縮周期中的圖像數目和包括在另一個連續圖像數據的心臟收縮周期中的圖像數目。類似的，處理器29比較包括在一個連續圖像數據的心臟舒張周期中的圖像數目和包括在另一個連續圖像數據的心臟舒張周期中的圖像數目。根據上面的比較，處理器29調整一個連續圖像數據和另一個連續圖像數據的時間相位。為了測量(或計算)心腔的容積，心腔可以通過自動輪廓跟蹤(以下稱為ACT)方法抽取。另外，改進的辛普森(Modified-Simpson)技術可以用於該測量計算。
存儲器28中的輔助存儲器存儲處理器29計算的容積數據和在用於獲得容積數據的處理中計算的各種測量數據，例如心腔的直徑。處理器29還可以使用兩種連續圖像數據調整的時間相位測量心腔的容積，作為用於診斷的最終測量結果。
顯示存儲器30臨時存儲將顯示在顯示單元8的圖像和數據，例如將顯示在顯示單元8上的示出時間序列容積轉變等的圖。圖像，例如實時獲得的B模式圖像和/或都卜勒模式圖像臨時存儲在顯示存儲器30，然後顯示在顯示單元8。
輸入單元7可以在操作控制板上有一個鍵盤，一個跟蹤球，一個滑鼠等。操作者可以操作輸入單元7以便輸出或選擇待測者信息和超聲診斷裝置的成像(或掃描)條件。條件可以包括，例如在單位時間獲取的圖片數目，一個周期或一個用於獲取一個連續圖像數據的間隔，和/或任何其它可能涉及圖像獲取和測量的條件。
顯示單元8可以包括一個顯示電路31和一個監測器32。系統控制單元9控制顯示存儲器30來讀出在它們的時間相位調整前已經獲取的連續圖像數據，在它們的時間相位調整後獲取的連續圖像數據，心腔的時間序列容積轉變的數據，等等。顯示單元31轉換讀出的數據為數位訊號並轉換為TV格式。轉換的數據顯示在監測器32上。
系統控制單元9可以包括一個中央處理單元(以下稱為CPU)和一個存儲器。系列控制單元9可以控制超聲傳輸單元2，超聲接收單元3，B模式處理單元4，都卜勒模式處理單元5，圖像測量單元6，等等。系統控制單元9還可以控制整個超聲診斷裝置。特別的，當操作者操作輸出單元7時，根據操作的各種命令信號提供到CPU。進一步的，在出廠時暫時確定的各種控制數據存儲在存儲器28作為初始信號。由操作者從輸入單元7提供的條件還可以存儲在存儲器28。
接著，參考附圖2和3，描述根據本發明的第一實施例的獲取連續圖像數據的過程。應該指出的是圖3示出了只在一個條件下(即，用於只獲取一種連續圖像數據的過程)獲取連續圖像數據的過程。在另一個條件下的連續圖像數據能夠以類似圖3示出的過程的方式獲取。圖3示出了根據本發明的第一實施例的用於獲取連續圖像數據的過程的例子的流程圖。
圖像獲取前，操作者可以操作輸入單元7並選擇一個超聲探針作為超聲探針1來使用。操作者還可以操作輸入單元7並確定各種成像條件，例如超聲診斷裝置的條件，用於獲取一個連續圖像數據的周期或間隔，和在一個單位時間內獲取的圖像(或幀)的數目。確定的條件發送並存儲系統控制單元9的存儲器中(步驟S1)。根據本發明第一實施例，用於心臟的扇區(sector)探針選擇為超聲探針1並獲取四腔圖的連續圖像數據和二腔圖的連續圖像數據。每個連續圖像數據的獲取間隔可以，例如確定為等價於幾個心跳。在這樣的確定後，根據確定的條件，成像模式在超聲診斷裝置中自動設置。
操作者可以固定超聲探針1到適於成像心臟的四腔圖的待測者身體的一部分。因此，啟動掃描來獲取四腔圖的第一(m＝1)圖像數據。第一圖像數據可以在預定時間(t＝t1)獲得(步驟S2)。實踐中，操作者可能觀察顯示在監測器32中的兩維圖像數據並確定固定超聲探針1的合適的位置。允許以類似於圖3示出的過程的下面的過程的方式觀察。
在超聲傳輸中，速率脈衝發生器11同步從系統控制單元9提供控制信號。速率脈衝發生器11產生確定聲穿透到待測者身體的超聲脈衝的重複周期的速率脈衝。產生的速率脈衝提供到發送延遲電路12。發送延遲電路12是一個確定傳輸中超聲波束的收斂距離和偏移角度的延遲電路。進一步的，發送延遲電路12可以包括多個獨立的延遲電路。使用的獨立的延遲電路數目可以確定為與傳輸中使用的超聲傳感器的數目相同。發送延遲電路12向產生的速率脈衝提供延遲時間用於使超聲脈衝收斂為預定深度。這是為了在傳輸中獲得超聲波束的狹窄的寬度。發送延遲電路12進一步向產生的脈衝提供另一個延遲時間用於在預定的方向(θ∶θ＝θ1)上傳送超聲脈衝。可以在N方向上傳輸用於獲取第一圖像數據(Ix1)。上述方向θ1隻是一個第一(n＝1)方向。延遲速率脈衝提供到脈衝器13。
脈衝器13可以包括多個獨立的驅動電路。使用的獨立的驅動電路的數目可以確定為與傳輸中使用的超聲傳感器的數目相同，類似於發送延遲電路12。脈衝器13通過響應驅動速率脈衝產生的用於驅動超聲傳感器的脈衝來驅動超聲探針1中配置的超聲傳感器。因此，超聲脈衝聲穿透到待測者身體的內部。聲穿透到待測者身體的部分超聲波通常從待測者身體內的組織或器官之間的邊緣反射，其中它們的聲阻抗是不同的。進一步的，當部分超聲波從移動反射體反射，例如血細胞和心壁，它的超聲頻率服從都卜勒相移。
從待測者身體內的組織反射的超聲波可以作為超聲回波信號由超聲傳感器接收。詳細的，每個超聲回波信號可以由每個超聲傳感器接收，該傳感器聲穿透一個引起每個超聲回波信號的超聲波。接收的超聲回波信號轉換為電子信號。轉換的電子信號由前置放大器14放大。前置放大器可以包括多個放大元件。使用的放大元件的數目確定為與接收中使用的超聲傳感器的相同。接收延遲電路15接收前置放大的信號。在接收延遲電路15中，與使用的超聲傳感器的相同數目的延遲電路可以用於接收中。
接收延遲電路15給接收的信號一個延遲時間用於從預定深度(接收信號)收斂超聲回波信號，以便接收中獲得一個超聲波束的狹窄的寬度。接收延遲電路15進一步給接收信號另一個延遲時間用於接收具有預定方向(θ＝θ1)的強大方向性的特性的超聲波束。接收延遲電路15向加法器16提供給出上述延遲時間和上述另一延遲時間的輸出信號。加法器16相加(或統一)多個通過前置放大器14和接收延遲電路15提供的接收信號。因此多個輸出信號輸出到B模式處理單元4和都卜勒模式處理單元5作為一個超聲數據信號(步驟3)。
在B模式處理單元4中，對數變換器17在所述一個超聲數據信號上完成對數變換。包絡檢測器18檢測一個變換的超聲數據信號的包絡。所述一個超聲數據信號通過A/D轉換器19轉換為數位訊號。數位訊號通過存儲器28發送到顯示存儲器30，並存儲在顯示存儲器30中作為第一方向B模式圖像信號(步驟S4-1)。
在都卜勒模式處理單元5中，在一個超聲數據信號上完成正交解調。解調信號通過混頻器22-1和22-2和低通濾波器23-1和23-2轉換為復(complex)信號。覆信號由A/D轉換器24-1和24-2轉換為數位訊號並存儲在都卜勒信號存儲器25中。對於都卜勒模式處理，通過聲穿透超聲波掃描可以在相同的方向(θ1)完成多次。結果，獲得多個接收的信號。對於每個接收信號，完成上述的處理，因此，多個數字覆信號存儲在都卜勒信號存儲器25中。FFT分析器26基於存儲在都卜勒信號存儲器25中的多個數字覆信號分別獲得頻譜。計算器27計算並確定頻譜的中心(即，器官移動和/或血流的平均速度)。計算的結果通過存儲器28發送到顯示存儲器30並存儲在顯示存儲器30作為第一方向都卜勒模式圖像數據(步驟S4-2)。
在步驟S4-1和S4-2的存儲後，預定方向θ以遵循公式(θ＝θ+Δθ)的方式改變為第二預定方向。由於預定方向是θ1，第二預定方向(θ)變為θ1+Δθ。表示掃描方向的數目的「n」也一個一個增加(n＝n+1)。因此，第二預定方向(θ1+Δθ)變為第二(n＝2)方向(步驟S5)。重複在步驟S4-1，S4-2和S5中描述的處理直到「n」變為N(步驟S6)以便在N預定方向上完成掃描(從預定方向(θ1)到第N預定方向(θ1+(N-1)Δθ))。通過聲穿透超聲波和接收超聲回波信號對待測者身體完成實時的N方向的掃描。在掃描期間，系統控制單元9控制發送延遲電路12和接收延遲電路15以便根據N預定方向改變它們的延遲時間。對於N方向，在步驟S4-1和S4-2中獲取N方向B模式圖像數據和N方向都卜勒模式圖像數據。
在顯示存儲器30中系統控制單元9控制來連續的存儲步驟S4-1和S4-2中獲取的N方向B模式圖像數據和N方向都卜勒模式圖像數據。當已經完成了N方向掃描，根據N方向B模式圖像數據產生第一B模式圖像(或幀)數據(Ixm＝Ix1)。進一步的，根據N方向都卜勒模式圖像數據產生第一都卜勒模式圖像(或幀)數據。更進一步的，根據第一B模式圖像數據Ix1和第一都卜勒模式圖像數據產生第一同步圖像數據。第一同步圖像數據通過顯示電路31在監測器32中顯示為第一同步圖像第一B模式圖像數據Ix1，第一都卜勒模式圖像數據和第一同步圖像數據存儲在存儲器28中(步驟S7)。第一B模式圖像數據Ix1和/或第一都卜勒模式圖像數據還可以顯示在監測器32中。
在第一同步圖像數據顯示和存儲後，通過更新圖像號「m」(m＝m+1)準備用於第二同步圖像數據的過程，以便四腔圖的第二同步圖像數據以及第二B模式圖像數據(Ixm＝Ix2)和第二都卜勒模式圖像數據在預定的時間上(t＝tm＝t2)獲取(步驟S8)。
重複在步驟S3至S8描述的過程直到同步圖像數及第二B模式圖像數據和第二都卜勒模式圖像數據的進一步獲取。在獲取第M同步圖像數據後，在步驟S8圖像號「m」再一次增加1，變為「M+1」(m＝M+1)。這是在步驟S9中確定的。因此，在預定時間t1和預定時間tM之間的周期中獲取M同步圖像數據(以下稱為第一連續圖像數據)及MB模式圖像數據(以下稱為第一連續B模式圖像數據)(Ix1至IxM)和M都卜勒模式圖像數據(以下稱為第一連續都卜勒模式圖像數據)。該周期可以包括幾個心跳(對應於兩個R波的至少兩個心跳)的周期。兩個R波之間獲取的圖像的數目通常大約30到100。第一連續圖像數據通過顯示存儲器30和顯示電路31發送到監測器32。在監測器32中，第一連續圖像數據實時的連續顯示為第一連續圖像。第一連續B模式圖像數據(Ix1至IxM)，第一連續都卜勒模式圖像數據，和第一連續圖像數據存儲在存儲器28中。第一連續B模式圖像數據(Ix1至IxM)和/或第一連續都卜勒模式圖像數據還可以顯示在監測器32中。響應於存儲，心臟的四腔圖的超聲成像結束(步驟S10)。
對於心臟的二腔圖，根據圖3解釋的那些相同的過程獲取圖像數據。對於心臟的二腔圖，操作者需要在超聲探針1的軸的周圍從用於四腔圖的固定的位置轉動超聲探針1大約90度，如果必要的話，還稍微調整相對於待測者的身體表面的位置，角度，和/或超聲探針的方向。系統控制單元9控制超聲診斷裝置的每個單元以獲得有關二腔圖的多個B模式圖像數據，多個都卜勒模式圖像數據，和多個同步圖像數據。例如當B模式圖像數據的數目與第一連續B模式圖像數據的數目(M)相同，M B模式圖像數據可以以類似第一連續B模式圖像數據(Ix1至IxM)的方式定義為第二連續B模式圖像數據(Iy1至IyM)。在一些情況下，B模式圖像數據的數目可以選擇不同於第一連續B模式圖像數據的。都卜勒模式圖像數據的數目與第二連續B模式圖像數據的數目(M)相同，M都卜勒模式圖像數據以下可稱為第二連續都卜勒模式圖像數據。進一步的，同步圖像數據的數目與第二連續B模式圖像數據的數目(M)相同。M同步圖像數據以下可稱為第二連續圖像數據。第二連續圖像數據通過顯示存儲器30和顯示電路31發送到監測器32。在監測器32，第二連續圖像數據實時的連續顯示為第二連續圖像。第二連續B模式圖像數據(Iy1至IyM)，第二連續都卜勒模式圖像數據，和第二連續圖像數據存儲在存儲器28中。第二連續B模式圖像數據(Iy1至IyM)和第二連續都卜勒模式圖像數據還可以顯示在監測器32中。響應於存儲，心臟的二腔圖的超聲成像結束。
當已經獲得兩種連續圖像數據(第一連續圖像數據和第二連續圖像數據)時，處理器29將開始根據心腔的容積測量調整第一連續圖像數據的時間相位(以下稱為第一時間相位)和第二連續圖像數據的時間相位(以下稱為第二時間相位)。參考圖2和4至7描述這樣的時間相位調整。圖4是示出了根據本發明的第一實施例的用於時間相位調整的過程的例子的流程圖。圖5A是示出了根據本發明的第一實施例的用於解釋心腔的容積測量的第一連續B模式圖像數據的例子的示意圖。圖5B是示出了根據本發明的第一實施例的有關心腔的容積測量的柱體(column)模型的例子的示意圖。更詳細的，圖5A示出了根據本發明的第一實施例的一個第一連續圖像中的心臟的四腔圖中示出的左心室的容積測量技術的例子。
處理器29從存儲在存儲器28中的第一連續B模式圖像數據(Ix1至IxM)讀出四腔圖的第一B模式圖像數據Ix1(步驟S11)。處理器29使用輪廓抽取技術來抽取第一B模式圖像數據Ix1中的心腔(例如，左心室)內層(lining)。例如，心腔內層可以通過處理器29使用ACT方法抽取。ACT方法已經眾所周知，例如，在包括在1988年出版的名為「Medical Review No.71」的文獻的文章中。該(文獻的50-54頁)由Nishiura et al.寫出，題為「Automatic Extractionof Ultrasound Heart Wall Contour，Using an ACT Technique」(非正式翻譯)。如圖5A所示，處理器29根據ACT方法抽取心腔內層的輪廓並因此從抽取的輪廓檢測二尖瓣環。進一步的，處理器29根據二尖瓣環確定在心腔的縱向上的長軸52。例如，當沿長軸52的心腔內層的高度是h時，長軸52的長度也是h。可以在預定的點hj(j＝1至J)分割長軸52為具有相同長度Δh(Δh＝h/J)的預定數目J(例如J＝20)的線段。這樣，就可能處理心腔的內部空間為預定數目J的每個具有一個沿長軸52的相同的高度Δh的塊的集合。當在預定的點hj垂直於長軸52的線畫到心腔內層時，垂直線在點C1和C2上與心腔內層交叉。處理器29還計算點C1和C2之間的垂直線的長度Aj。長度h，長度Aj和任何其他上述有關的數據，如果必要的話，存儲在存儲器28的輔助存儲器。在上述的條件下J塊的一個塊j可以假設為包括高度Δh和具有直徑Aj的圓表面的柱體。因此，塊j的容積VAj能夠通過公式估計VAj＝Δh×π(Aj/2)2在這種假設中，根據本領域熟知的改進的辛普森技術。內部空間的容量Vx1能夠近似為在所有的J塊上總計容積VAj的結果(Vx1＝VA1+VA2+…+VAj)，如圖5B所示。這用下面的公式表示Vx1＝∑VAj(j＝1至J)
＝∑Δh×π(Aj/2)2(j＝1至J) (1)使用改進的辛普森技術的容積測量(計算)的細節在包括在2001年出版的名為「Echocardiography Vol.2，No.3」的文獻的文章中描述。該文章(文獻的192-197頁)由Takeuchi et al.寫出，題為「Accurate Measurement Techniqueof Heart chamber Size，2)Atriums」(注意，這是不正式的翻譯)。因此，這裡省略了進一步詳細解釋的計算。
圖6是示出了根據本發明的第一實施例的用於更詳細的解釋心腔容積測量的一個第二連續B模式圖像數據的例子的示意圖。如圖6所示，為了獲得內部空間的更準確的容積，上述直徑Aj可以如下的計算。
J塊的一個塊j通常不是一個正規的柱體。換句話說，一個塊J具有假設為具有直徑aj(j＝1至J)的圓的下表面和假設為具有直徑aj-1的圓的上表面。當「j」表示為一個奇數時，直徑aj是以奇數順序出現的表面的直徑，而這時直徑aj-1是以偶數順序出現的表面的直徑。同樣的，當「j」表示為一個偶數時，直徑aj是以偶數順序出現的表面的直徑，而這時直徑aj-1是以奇數順序出現的表面的直徑。如上所述，一個塊j的高度可以定義為Δh(Δh＝h/J)。因此，如果一個把在一個塊j的高度Δh/2上的直徑(Aj)作為每個下表面的近似的直徑和上表面近似的直徑，直徑Aj可以表示為(aj-1+aj)/2。這意味著一個塊j可以假設為包括高度Δh和具有直徑Aj(Aj＝(aj-1+aj)/2)圓表面的柱體。因此公式(1)能夠由下面的公式(2)替代Vx1＝∑Δh×π(((aj-1+aj)/2)/2)2(j＝1至J) (2)。
由於高度Δh已經定義為Δh＝h/J，公式(2)中的容積Vx1可以進一步的重寫為如下的公式(3)Vx1＝(πh/16)∑(aj-1+aj)2(j＝1至J) (3)。
處理器29發送在上述計算中計算的容積Vx1到存儲器28。在存儲器28中，容積Vx1存儲在輔助存儲器中(步驟S12)。
在包括在第一連續B模式圖像數據(Ix1至IxM)中的四腔圖的第一B模式圖像數據Ix1的容積計算(或測量)後，第二連續B模式圖像數據Ix2由處理器29從存儲器28讀出。再一次，處理器29使用輪廓抽取技術來抽取第二B模式圖像數據Ix2中的心腔內層。對於第二B模式圖像數據Ix2中內層抽取的心腔與第一B模式圖像數據Ix1中的相同。心腔的內部空間的容積Vx2以類似於第一B模式圖像數據Ix1中的容積Vx1的方式獲得。反覆類似的過程，處理器29獲得對於第三至第MB模式圖像數據的容積Vx3至VxM。當每個容積Vx2至VxM獲得時，容積Vx2至VxM分別存儲在存儲器28的輔助存儲器中(步驟S11至S12)。
然後，處理器29從存儲在存儲器28中的第二連續B模式圖像數據(Iy1至IyM)讀出二腔圖的第一B模式圖像數據Iy1(步驟S13)。處理器29使用輪廓抽取技術來抽取第一B模式圖像數據Iy1中的心腔內層。對於第二連續B模式圖像數據(Iy1至IyM)中內層抽取的心腔與第一連續B模式圖像數據(Ix1至IxM)中的相同。
例如，心腔內層可以通過處理器29使用ACT方法抽取。如對第一連續B模式圖像數據(Ix1至IxM)描述的，處理器29根據ACT方法抽取心腔內層的輪廓並因此從抽取的輪廓檢測二尖瓣環。進一步的，處理器29根據二尖瓣環確定在心腔的縱向上的長軸。例如，當沿長軸的心腔內層的高度是h時，長軸的長度也是h。可以在預定的點hj(j＝1至J)分割長軸為具有相同長度Δh(Δh＝h/J)的預定數目J的線段。這樣，就可能處理心腔的內部空間為預定數目J的每個具有一個沿長軸的相同高度Δh的塊的集合。當在預定的點hj垂直於長軸的線畫到心腔內層時，垂直線在兩個點上與心腔內層交叉。處理器29還計算兩個點之間的垂直線的長度Bj。長度h，長度Bj和任何其他上述有關的數據，如果必要的話，存儲在存儲器28的輔助存儲器。在上述的條件下J塊的一個塊j可以假設為包括高度Δh和具有直徑Bj的圓表面的柱體。因此，塊j的容積VBj能夠通過公式估計VBj＝Δh×π(Bj/2)2在這種假設中，根據本領域熟知的改進的辛普森技術，內部空間的容量Vy1能夠近似為在所有的J塊上總計容積VBj的結果(Vy1＝VB1+VB2+…+VBj)。這用下面的公式表示Vy1＝∑VBj(j＝1至J)＝∑Δh×π((Bj/2)2(j＝1至J) (4)。
圖7是示出了根據本發明的第一實施例的用於解釋心腔的容積測量的兩種連續B模式圖像數據的每種的例子的示意圖。圖7(a)示出了一個第一連續B模式圖像數據。圖7(b)示出了一個第二連續B模式圖像數據。
類似於第一連續B模式圖像數據，為了獲得內部空間的更準確的容積，上述直徑Bj可以如下計算。
J塊的一個塊j通常不是一個正規的柱體。換句話說，一個塊J具有假設為具有直徑bj(j＝1至J)的圓的下表面和假設為具有直徑bj-1的圓的上表面，如圖7(b)所示。當「j」表示為一個奇數時，直徑bj是以奇數順序出現的表面的直徑，而這時直徑bj-1是以偶數順序出現的表面的直徑。同樣的，當「j」表示為一個偶數時，直徑bj是以偶數順序出現的表面的直徑，而這時直徑bj-1是以奇數順序出現的表面的直徑。如上所述，一個塊的高度可以定義為Δh(Δh＝h/J)。因此，如果把在塊j的高度Δh/2上的直徑(Bj)作為每個下表面的近似的直徑和上表面近似的直徑，直徑Bj可以表示為(bj-1+bj)/2。這意味著一個塊j可以假設為包括高度Δh和具有直徑Bj(Bj＝(bj-1+bj)/2)的圓表面的柱體。因此公式(4)能夠由下面的公式(5)替代Vy1＝∑Δh×π(((bj-1+bj)/2/2)2(j＝1至J) (5)。
由於高度Δh已經定義為Δh＝h/J，公式(5)中的容積Vy1可以進一步的重寫為如下的公式(6)Vy1＝(πh/16)∑(bj-1+bj)2(j＝1至J) (6)。
處理器29發送在上述計算中計算的容積Vy1到存儲器28。在存儲器28中，容積Vy1存儲在輔助存儲器中(步驟S14)。
在包括在第二連續B模式圖像數據(Iy1至IyM)中的二腔圖的第一B模式圖像數據Iy1的容積計算(或測量)後，第二連續B模式圖像數據Iy2由處理器29從存儲器28讀出。再一次，處理器29使用輪廓抽取技術來抽取第二B模式圖像數據Iy2中的心腔內層。對於第二B模式圖像數據Iy2中內層抽取的心腔與第一B模式圖像數據Iy1中的相同。心腔的內部空間的容積Vy2以類似於第一B模式圖像數據Iy1中的容積Vy1的方式獲得。反覆類似的過程，處理器29獲得對於第三至第M B模式圖像數據的容積Vy3至VyM。當每個容積Vy2至VyM獲得時，容積Vy2至VyM分別存儲在存儲器28的輔助存儲器中(步驟S13至S14)。
在獲得四腔圖中的容積(或容積數據)Vx1至VyM和二腔圖中的Vy1至VyM後，系統控制單元9控制在顯示存儲器30中暫時存儲容積Vx1至VxM和Vy1至VyM。然後，存儲的容積Vx1至VxM和Vy1至VyM通過顯示電路31以時間序列容積轉變的形式顯示在監測器32(步驟S15)。
圖8示出了根據本發明的第一實施例的連續圖像數據和時間序列容積轉變圖之間的關係的例子的示意圖。圖8(a)示出了四腔圖的第一連續B模式圖像數據。圖8(a)進一步示出了第一連續B模式圖像數據的時間序列容積轉變圖。類似地圖8(b)示出了二腔圖的第二連續B模式圖像數據。圖8(b)進一步示出了第二連續B模式圖像數據的時間序列容積轉變圖。在圖8(a)中的時間序列容積轉變圖中，應用公式(3)到第一連續B模式圖像數據的每個B模式圖像數據而計算的容積根據第一連續B模式圖像數據的獲取在時間序列上劃分。類似的，在圖8(b)中的時間序列容積轉變圖中，應用公式(6)到第二連續B模式圖像數據的每個B模式圖像數據而計算的容積根據第二連續B模式圖像數據的獲取在時間序列上劃分。第一連續B模式圖像數據的每個B模式圖像數據可以在間隔Tx上獲取。第二連續B模式圖像數據的每個B模式圖像數據可以在間隔Ty上獲取。
在圖8(a)示出的時間序列容積轉變圖中，在時間相位的第一波峰tx11可以確定為第一四腔結束心臟舒張時間。第一波峰是當對於第一連續B模式圖像數據中第一次計算的容積Vx變為最大時的時間。在時間相位的第二波峰tx12可以確定為第二四腔結束心臟舒張時間。第二波峰是當對於第一連續B模式圖像數據中第二次計算的容積Vx變為最大時的時間。另一方面，在時間相位的第一波谷tx21可以確定為第一四腔結束心臟收縮時間。第一波谷是當對於第一連續B模式圖像數據中第一次計算的容積Vx變為最小時的時間。在時間相位的第二波谷tx22可以確定為第二四腔結束心臟收縮時間。第二波谷是當對於第一連續B模式圖像數據中第二次計算的容積Vx變為最小時的時間。第一四腔結束心臟舒張時間tx11和第一四腔結束心臟收縮時間tx21之間的周期確定為第一四腔心臟收縮時間[tx11-tx21]。第二四腔結束心臟舒張時間tx12和第二四腔結束心臟收縮時間tx22之間的周期確定為第二四腔心臟收縮時間[tx12-tx22]。另外，第一四腔結束心臟收縮時間tx21和第二四腔結束心臟舒張時間tx12之間的周期確定為四腔心臟舒張時間[tx21-tx12]。
類似於圖8(a)，在圖8(b)示出的時間序列容積轉變圖中，在時間相位的第一波峰tx11』可以確定為第一二腔結束心臟舒張時間。第一波峰是當對於第一連續B模式圖像數據中第一次計算的容積Vy變為最大時的時間。在時間相位的第二波峰tx12』可以確定為第二二腔結束心臟舒張時間。第二波峰是當對於第一連續B模式圖像數據中第二次計算的容積Vy變為最大時的時間。另一方面，在時間相位的第一波谷tx21』可以確定為第一二腔結束心臟收縮時間。第一波谷是當對於第一連續B模式圖像數據中第一次計算的容積Vy變為最小時的時間。在時間相位的第二波谷tx22』可以確定為第二二腔結束心臟收縮時間。第二波谷是當對於第一連續B模式圖像數據中第二次計算的容積Vy變為最小時的時間。第一二腔結束心臟舒張時間tx11』和第一二腔結束心臟收縮時間tx21』之間的周期確定為第一二腔心臟收縮時間[tx11』-tx21』]。第二二腔結束心臟舒張時間tx12』和第二二腔結束心臟收縮時間tx22』之間的周期確定為第二二腔心臟收縮時間[tx12』-tx22』]。另外，第一二腔結束心臟收縮時間tx21』和第二二腔結束心臟舒張時間tx12』之間的周期確定為二腔心臟舒張時間[tx21』-tx12』]。
為了確定上述第一連續B模式圖像數據的時間和周期，處理器29讀出第一連續B模式圖像數據Vx1至VxM。處理器29檢測容積Vx1至VxM的一個或多個波峰(或最大)值Vmax和容積Vx1至VxM的一個或多個波谷(或最小)值Vmin。當檢測到一個或多個波峰(或最大)值Vmax時，處理器29能夠識別一個或多個具有波峰值Vmax的B模式圖像數據。因此，處理器29能夠確定結束心臟舒張時間，例如第一四腔結束心臟舒張時間tx11和第二四腔結束心臟舒張時間tx12。類似的，當檢測到一個或多個波谷(或最小)值Vmin時，處理器29能夠識別一個或多個具有波谷值Vmin的B模式圖像數據。因此，處理器能夠確定結束心臟收縮時間，例如第一四腔結束心臟收縮時間tx21和第二四腔結束心臟收縮時間tx22。第一和第二四腔結束心臟舒張時間tx11，tx12和第一和第二四腔結束心臟收縮時間tx21，tx22的確定導致了第一和第二四腔心臟收縮時間[tx11-tx21]，[tx12-tx22]和四腔心臟舒張時間[tx21-tx12]的確定。響應於周期的確定，處理器29確定包括在每個周期中的容積數據的數目(即，B模式圖像數據的數目)。這個圖像數目的確定可以響應於周期確定完全自動的完成。
類似的，為了確定上述第二連續B模式圖像數據的時間和周期，處理器29讀出第二連續B模式圖像數據Vy1至VyM。處理器29檢測容積Vy1至VyM的一個或多個波峰(或最大)值Vmax和容積Vy1至VyM的一個或多個波谷(或最小)值Vmin。當檢測到一個或多個波峰(或最大)值Vmax時，處理器29能夠識別一個或多個具有波峰值Vmax的B模式圖像數據。因此，處理器29能夠確定結束心臟舒張時間，例如第一二腔結束心臟舒張時間tx11』和第二二腔結束心臟舒張時間tx12』。類似的，當檢測到一個或多個波谷(或最小)值Vmin時，處理器29能夠識別一個或多個具有波谷值Vmin的B模式圖像數據。因此，處理器能夠確定結束心臟收縮時間，例如第一二腔結束心臟收縮時間tx21』和第二二腔結束心臟收縮時間tx22』。第一和第二二腔結束心臟舒張時間tx11』，tx12』和第一和第二二腔結束心臟收縮時間tx21』，tx22』的確定導致了第一和第二二腔心臟收縮時間[tx11』-tx21』]，[tx12』-tx22』]和二腔心臟舒張時間[tx21』-tx12』]的確定。響應於周期的確定，處理器29確定包括在每個周期中的容積數據的數目(即，B模式圖像數據的數目)。這個圖像數目的確定可以響應於周期確定完全自動的完成。(步驟S16)基於B模式圖像數據的數目的確定，處理器29進行到時間相位的調整。可以在第一連續B模式圖像數據和第二連續B模式圖像數據之間，在心臟收縮周期中作出時間相位調整。進一步地，還可以在第一連續B模式圖像數據和第二連續B模式圖像數據之間在心臟舒張周期中作出時間相位調整。在本發明的第一實施例中，第二連續B模式圖像數據的時間相位調整為第一連續B模式圖像數據的時間相位。換句話說，根據第一連續B模式圖像數據的時間相位調整第二連續B模式圖像數據的時間相位圖9是示出了根據本發明的第一實施例的兩種連續B模式圖像數據之間的時間相位調整的例子的示意圖。圖9(a)示出了屬於四腔心臟舒張周期的第一連續B模式圖像數據的數目和第一連續B模式圖像數據的時間序列容積轉變圖之間的關係。圖9(b)示出了屬於二腔心臟舒張周期的第二連續B模式圖像數據的數目和第二連續B模式圖像數據的時間序列容積轉變圖之間的關係。進一步的，圖9(c)示出了屬於四腔心臟舒張周期的第一連續B模式圖像數據的時間相位和示出了屬於二腔心臟舒張周期的第二連續B模式圖像數據的時間相位之間的調整。
通常，取決於在一個R波間隔過程中獲取的圖像的數目，屬於心臟舒張周期的(B模式)圖像數據的數目可以是大約20至65。屬於心臟舒張周期的(B模式)圖像數據的數目可以變為在一個R波間隔過程中獲取的圖像的數目的三分之二，並且可以比屬於心臟收縮周期的更可能服從心率。
屬於四腔心臟舒張周期的B模式圖像數據的數目(以下稱為四腔心臟舒張圖像數據的數目)可以定義為Mxd。進一步地，屬於第一四腔心臟收縮周期的B模式圖像數據的數目(以下稱為四腔心臟收縮圖像數據的數目)可以定義為Mxs。更更進一步地，第一連續B模式圖像數據的每個B模式圖像數據之間的獲取間隔(以下稱為第一獲取間隔)這裡可以定義為Tx。類似的，關於第二連續B模式圖像數據，屬於二腔心臟舒張周期的B模式圖像數據的數目(以下稱為二腔心臟舒張圖像數據的數目)可以定義為Myd。進一步的，屬於第一二腔心臟收縮周期的B模式圖像數據的數目(以下稱為二腔心臟收縮圖像數據的數目)可以定義為Mys。更更進一步地，第二連續B模式圖像數據的每個B模式圖像數據之間的獲取間隔(以下稱為第二獲取間隔)這裡可以定義為Ty。在上述條件下，四腔和二腔心臟舒張周期之間的調整係數Kd以下面的公式表示Kd＝(Myd×Ty)/(Mxd×Tx)(7)類似的，第一四腔和第一二腔心臟收縮周期之間的調整係數Ks以下面的公式表示Ks＝(Mys×Ty)/(Mxs×Tx)(8)然而第一獲取間隔Tx通常與第二獲取間隔是相同的。因此，公式(7)可以重寫為下面的公式(9)Kd＝Myd/Mxd(9)類似的，公式(8)可以重寫為公式(10)Ks＝Mys/Mxs(10)如前面所解釋的，四腔心臟舒張圖像數據的數目Mxd和四腔心臟收縮圖像數據的數目Mxs可以根據第一連續B模式圖像數據的時間序列容積轉變圖簡單的(自動的)獲得。二腔心臟舒張圖像數據的數目Myd和二腔心臟收縮圖像數據的數目Mys也可以根據第二連續B模式圖像數據的時間序列容積轉變圖簡單的(自動的)獲得。另一方面，第一獲取間隔Tx和第二獲取間隔Ty與超聲診斷裝置的速率頻率和/或掃描線的數目密切聯繫。因此，第一獲取間隔Tx和第二獲取間隔Ty通常根據超聲診斷裝置的初始狀態確定。
根據本發明的一個實施例，在調整兩個系列連續圖像數據的時間相位中，兩個系列之間的圖像數據之間的對應取決於兩個系列之間的不一致的測量的物理量。例如這些物理量可以用來確定調整係數，然後用來確定第一系列的圖像對應於第二系列的哪個圖像。
例如，當二腔心臟舒張周期[tx21』-tx12』]中的第βd B模式圖像數據(即，二腔心臟舒張周期中的B模式圖像數據的特定的幀或數目)在時間相位上可以對應於四腔心臟舒張周期[tx21-tx12]中的第αdB模式圖像數據(即，四腔心臟舒張周期中的B模式圖像數據的特定的幀或數目)時，第βdB模式圖像數據使用下面的公式(11)計算βd＝Kd×αd(11)。
α和β僅用於四腔圖像數據和二腔圖像數據之間的區別。d僅用於指示在心臟舒張周期中的圖像數據。
因此，公式(11)可以用於確定在心臟舒張周期中的更多(更少)的四腔圖像數據的哪個幀或數目，應當合適的對應於在心臟舒張周期中的更少(更多)的二腔圖像數據的給定的幀或數目。
類似的，當二腔心臟收縮周期[tx11』-tx21』]中的第βsB模式圖像數據(即，二腔心臟收縮周期中的B模式圖像數據的特定的幀或數目)在時間相位上可以對應於四腔心臟收縮周期[tx11-tx21]中的第αsB模式圖像數據(即，四腔心臟收縮周期中的B模式圖像數據的特定的幀或數目)時，第βsB模式圖像數據使用下面的公式(12)計算βs＝Ks×αs (12)。
s僅用於指示心臟收縮周期中的圖像數據。
因此，公式(12)可以用於確定在心臟收縮周期中的更多(更少)的四腔圖像數據的哪個幀或數目，應當合適的對應於在心臟收縮周期中的更少(更多)的二腔圖像數據的給定的幀或數目。
這樣使用公式(11)和(12)的時間相位調整計算還應用到屬於四腔心臟舒張周期[tx21-tx12]和第一四腔心臟收縮周期[tx11-tx21]的每一個的第一連續B模式圖像數據的所有B模式圖像數據(步驟S17)。根據時間相位調整計算，非常難得的是根據公式(11)獲得的βd和/或根據公式(12)獲得的βs變為一個整數。實際上，有關心臟舒張周期[tx21-tx12]和[t21』-tx12』]，數目最接近基於公式(11)獲得的βd的二腔B模式圖像數據可以使用作為對應於第αd四腔B模式圖像數據的第βd二腔B模式圖像數據。然而，如果由於最接近計算的圖像號的圖像數據的使用，多個二腔B模式圖像數據碰巧對應於一個四腔B模式圖像數據(或者，多個四腔B模式圖像數據碰巧對應於一個二腔B模式圖像數據)，有關第一連續B模式圖像數據和第二連續B模式圖像數據之間的因果關係的原理的預定的規則可以預先確定，並且圖像的對應可以根據預定的規則確定。例如，預定的規則是(1)尾數0.5和超過的作為1計算，其餘的忽略不計，(2)當多個圖像數據對於一個對應的圖像數據具有小數時，選擇多個圖像數據中具有其小數最接近(最臨近)對應於一個對應的圖像數據的圖像號的整數的一個圖像數據，(3)選擇一個接近一個對應的圖像數據的獲取時間而暫時獲取的圖像數據，和(4)任何其他規則，如果必要的話。類似的，有關心臟收縮周期[tx11-tx21]和[tx11』-tx21』]，數目最接近根據公式(12)獲得的βs的二腔B模式圖像數據可以使用作為對應於第αs四腔B模式圖像數據的第βd二腔B模式圖像數據。如上所述，然而，如果由於最接近計算的圖像號的圖像數據的使用，多個二腔B模式圖像數據碰巧對應於一個四腔B模式圖像數據(或者，多個四腔B模式圖像數據碰巧對應於一個二腔B模式圖像數據)，有關第一連續B模式圖像數據和第二連續B模式圖像數據之間的因果關係的原理的預定的規則可以預先確定，並且圖像的對應可以根據預定的規則確定。例如，預定的規則是(1)尾數0.5和超過的作為1計算，其餘的忽略不計，(2)當多個圖像數據對於一個對應的圖像數據具有小數時，選擇多個圖像數據中具有其小數最接近(最臨近)一個對應於一個對應的圖像數據的圖像號的整數的一個圖像數據，(3)選擇一個接近一個對應的圖像數據的獲取時間暫時獲取的圖像數據，和(4)任何其他規則，如果必要的話。
如圖9(c)所示，這是四腔心臟舒張周期大於二腔心臟舒張周期大約兩個Tx(獲取兩個圖像的時間)的一個典型的例子。換句話說，四腔心臟舒張周期[tx21-tx12]包括兩個B模式圖像數據多於二腔心臟舒張周期[tx21』-tx12』]。因此，四腔心臟舒張周期圖像數據Mxd的數目和二腔心臟舒張周期圖像數據Myd的數目之間的關係由公式Mxd＝Myd+2表示。因此，由於時間相位調整，第Myd二腔心臟舒張周期圖像數據能夠對應於第Myd+2四腔心臟舒張周期圖像數據。在二腔心臟舒張周期[tx21』-tx12』]的邊緣上的B模式圖像數據的時間相位(或在第二二腔結束心臟舒張時間tx12』)能夠以上述的方式調整與在四腔心臟舒張周期[tx21-tx12]的邊界上的B模式圖像數據的時間相位(或在第二四腔結束心臟舒張時間tx12)一致。然而，不同於在周期邊緣上的B模式圖像數據的B模式圖像數據在上面方式中不能準確的調整。為了準確的時間相位調整，上面解釋的公式(11)和/或(12)的使用是有利的，它使得可能當心臟舒張周期和/或心臟收縮周期在第一和第二連續B模式圖像數據之間不同時，調整第二連續B模式圖像數據的時間相位為第一連續B模式圖像數據的時間相位。
在步驟S17中時間相位調整後，處理器29使用時間相位調整的連續B模式圖像數據(即，理想的連續B模式圖像數據)計算心腔的內部空間的容積。計算是根據有關第一連續B模式圖像數據和第二連續B模式圖像數據的已經測量的數據。在四腔心臟舒張周期中的第αdB模式圖像中的心腔容積的直徑Aj定義為A(αd)j。關於第一四腔心臟收縮周期，第一四腔心臟收縮周期中的第αsB模式圖像中的心腔容積的直徑Aj定義為A(αs)j。類似的，在二腔心臟舒張周期中的第βdB模式圖像中的心腔容積的直徑Bj定義為B(βd)j。關於第一二腔心臟收縮周期，第一二腔心臟收縮周期中的第βsB模式圖像中的心臟容積的直徑Bj定義為B(βs)j。儘管四腔(或二腔)B模式圖像數據中的心腔的內部空間容積已經使用公式(1)(或(4))計算，當這樣的計算應用到時間相位調整的B模式圖像數據中的心腔的內部空間容積計算時，公式(1)(或(4))可以用下面示出的公式(13)(或(15))改變和替代。
對應於四腔心臟舒張周期中的第αd四腔B模式圖像數據的時間相位調整的B模式圖像數據的容積V(αd)可以用下面的公式(13)計算V(αd)＝∑Δh×π(A(αd)j/2)(B(βd)j/2) (j＝1至J)(13)。
根據公式(11)，βd＝Kd×αd。因此，公式(13)重寫如下V(αd)＝(πh/4)∑(A(αd)j)(B(Kd·αd)j)(j＝1至J) (14)如前所述，係數Kd根據公式(7)或(9)可以得到。這樣，直徑A(αd)j和B(Kd·αd)j表示如下A(αd)j＝(a(αd)j-1+a(αd)j)/2B(Kd·αd)j＝(b(Kd·αd)j-1+b(Kd·αd)j)/2當進行到第一心臟收縮周期時，對應於第一四腔心臟收縮周期中的第αs四腔B模式圖像數據的時間相位調整的B模式圖像數據的容積V(αs)可以用下面的公式(15)計算V(αs)＝∑Δh×π(A(αs)j/2)(B(βs)j/2)(j＝1至J) (15)
根據公式(12)，βs＝Ks×αs。因此，公式(15)重寫如下V(αs)＝(πh/4)∑(A(αs)j/2)B(Ks·αs)j)(j＝1至J) (16)如前所述，係數Kd根據公式(7)或(9)可以得到。這樣，直徑A(αs)j和B(Ks·αs)j表示如下A(αs)j＝(a(αs)j-1+a(αs)j)/2B(Ks·αs)j＝(b(Ks·αs)j-1+b(Ks·αs)j)/2根據上面的公式(14)和(16)，有關每個周期的一個可以獲得時間相位調整的B模式圖像數據的容積(步驟S18)。
對於用於解釋根據本發明的第一實施例的時間相位調整產生的優點的參考數據，參考圖10描述在時間相位調整前或後第一和第二連續B模式圖像數據的各個時間序列容積轉變圖。圖10是示出了根據本發明的第一實施例的時間相位調整前或後時間序列容積轉變的示意圖。更詳細地說，圖10(a-1)示出了在時間相位調整前第一連續B模式圖像數據的時間序列容積轉變的例子。圖10(a-2)示出了在時間相位調整後第一連續B模式圖像數據的時間序列容積轉變的例子。類似的，圖10(b-1)示出了在時間相位調整前第二連續B模式圖像數據的時間序列容積轉變的例子。圖10(b-2)示出了在時間相位調整後第二連續B模式圖像數據的時間序列容積轉變的例子。更進一步的，圖10(c)示出了根據公式(14)和(16)獲得的連續B模式圖像數據的時間序列容積轉變的例子。
與四腔心臟舒張周期中的第一連續B模式圖像數據相比，由於時間相位相移，二腔心臟舒張周期中的第二連續B模式圖像數據具有更少的圖像如圖10所示，圖10(a-1)中的第二四腔結束心臟舒張的時間tx12與圖10(b-1)中的第二二腔結束心臟舒張時間tx12』不在同一時間相位上。由於上述的時間相位調整，校正第一和第二連續B模式圖像數據之間的時間相位差，以便調整第二二腔結束心臟舒張時間tx12』來與第二四腔結束心臟舒張時間tx12相匹配，如圖10(a-2)，(b-2)示出的。因此，使用公式(14)和(16)描述的容積計算在理想的連續B模式圖像數據上完成。理想的連續B模式圖像數據的時間序列容積轉變可以表示為圖10(c)示出的圖。
根據本發明的第一實施例，當處理器29應用改進的辛普森技術到第一和第二連續B模式圖像數據計算心腔的內部空間容積時，處理器29從根據第一和第二連續B模式圖像數據獲得的時間序列容積轉變中檢測各個時間相位。進一步的，處理器29根據檢測的結果調整第一和第二連續B模式圖像數據之間的時間相位。因此，調整第一和第二連續B模式圖像數據，以便它們的時間相位在改進的辛普森技術應用之前實質上是相同的。與現有技術相比，可以更為準確地進行容積測量。
(第二實施例)下面，參考圖2，10至14描述本發明的第二實施例。在本發明的第一實施例中，已經描述了當在兩種不同的條件下分別獲得的兩種連續B模式圖像數據上完成各種測量時，調整兩種連續B模式圖像數據之間的時間相位以便改進測量的準確性。然而，根據本發明的第二實施例，將描述調整兩種不同的條件下獲得的兩種連續B模式圖像數據之間的時間相位和並排(或並列)顯示時間相位上的兩種連續圖像。要顯示的兩種連續圖像可以是兩種連續B模式圖像數據和與兩種連續B模式圖像數據對應的兩種連續都卜勒模式圖像數據之間的綜合產生的兩種連續圖像。或者，要顯示的兩種連續圖像可以是基於兩種連續B模式圖像數據的兩種連續B模式圖像。另外，要顯示的兩種連續圖像也可以是對應於兩種連續B模式圖像數據的兩種連續都卜勒模式圖像。
在下面的描述中，舉一個示出了四腔圖的第一連續圖像和示出了二腔圖的第二連續圖像同時顯示的例子來描述本發明的第二實施例。根據本發明的第二實施例用於圖像數據獲取的過程與根據本發明的第一實施例在圖3中描述的那些相同。因此，下面忽略用於圖像數據獲取的過程。
圖11是示出了根據本發明的第二實施例的用於同時顯示的過程的例子的流程圖。處理器29從存儲在存儲器28中的第一連續B模式圖像數據(Ix1至IxM)讀出四腔圖的第一B模式圖像數據Ix1(步驟S21)。處理器29使用輪廓抽取技術來抽取第一B模式圖像數據Ix1中的心腔(例如，左心室)內層。例如，心腔內層可以通過處理器29使用ACT方法抽取。處理器29根據ACT方法抽取心腔內層的輪廓並因此從抽取的輪廓檢測二尖瓣環。進一步的，處理器29根據二尖瓣環確定在心腔的縱向上的長軸。例如，當沿長軸的心腔內層的高度是h時，長軸的長度也是h。可以在預定的點hj(j＝1至J)分割長軸為具有相同長度Δh(Δh＝h/J)的預定數目J(例如J＝20)的線段。這樣，就可能處理心腔的內部空間為預定數目J每個具有一個沿長軸的相同的高度Δh的塊的集合。當在預定的點hj垂直於長軸的線畫到心腔內層時，垂直線在給定的兩點上與心腔內層交叉。處理器29還計算兩點之間的垂直線的長度Aj。長度h，長度Aj和任何其他上述有關的數據，如果必要的話，存儲在存儲器28的輔助存儲器。在上述的條件下J塊的一個塊j可以假設為包括高度Δh和具有直徑Aj的圓表面的柱體。因此，塊j的容積VAj能夠通過公式估計VAj＝Δh×π(Aj/2)2。在這種假設中，根據改進的辛普森技術，內部空間的容量Vx1能夠近似為在所有的J塊上總計容積VAj的結果(Vx1＝VA1+VA2+…+VAj)。這用下面的公式表示Vx1＝∑Δh×π(Aj/2)2(j＝1至J)。為了獲得內部空間的更準確的容積，直徑Aj可以如下的計算。
J塊的一個塊j通常不是一個正規的柱體。換句話說，一個塊J具有假設為具有直徑aj(j＝1至J)的圓的下表面和假設為具有直徑aj-1的圓的上表面。當「j」表示為一個奇數時，直徑aj是以奇數順序出現的表面的直徑，而這時直徑aj-1是以偶數順序出現的表面的直徑。同樣的，當「j」表示為一個偶數時，直徑aj是以偶數順序出現的表面的直徑，而這時直徑aj-1是以奇數順序出現的表面的直徑。如上所述，一個塊的高度可以定義為Δh(Δh＝h/J)。因此，如果把在一個塊j的高度Δh/2上的直徑(Aj)作為每個下表面的近似的直徑和上表面近似的直徑，直徑Aj可以表示為(aj-1+aj)/2。這意味著一個塊j可以假設為包括高度Δh和具有直徑Aj(Aj＝(aj-1+aj)/2)圓表面的柱體。因此容積Vx1的公式能夠由下面的公式替代Vx1＝∑Δh×π(((aj-1+aj)/2)/2)2(j＝1至J)。由於高度Δh已經定義為Δh＝h/J，容積Vx1可以進一步的重寫為如下的公式Vx1＝(πh/16)∑(aj-1+aj)2(j＝1至J)(17)。
處理器29發送在上述計算中計算的容積Vx1到存儲器28。在存儲器28中，容積Vx1存儲在輔助存儲器中(步驟S22)。
在包括在第一連續B模式圖像數據(Ix1至IxM)中的四腔圖的第一B模式圖像數據Ix1的容積計算(或測量)後，第二連續B模式圖像數據Ix2由處理器29從存儲器28讀出。再一次，處理器29使用輪廓抽取技術來抽取第二B模式圖像數據Ix2中的心腔內層。對於第二B模式圖像數據Ix2中心腔的內層抽取與第一B模式圖像數據Ix1中的相同。心腔的內部空間的容積Vx2以類似於第一B模式圖像數據Ix1中的容積Vx1計算的方式獲得。重複類似的過程，處理器29獲得對於第三至第MB模式圖像數據的容積Vx3至VxM。當每個容積Vx2至VxM獲得時，容積Vx2至VxM分別存儲在存儲器28的輔助存儲器中(步驟S21至S22)。
然後，處理器29從存儲在存儲器28中的第二連續B模式圖像數據(Iy1至IyM)讀出二腔圖的第一B模式圖像數據Iy1(步驟S23)。處理器29使用輪廓抽取技術來抽取第一B模式圖像數據Iy1中的心腔內層。對於第二連續B模式圖像數據(Iy1至IyM)中內層抽取的心腔與第一連續B模式圖像數據(Ix1至IxM)中的相同。
例如，心腔內層可以通過處理器29使用ACT方法抽取。如對第一連續B模式圖像數據(Ix1至IxM)描述的，處理器29根據ACT方法抽取心腔內層的輪廓並因此從抽取的輪廓檢測二尖瓣環。進一步的，處理器29根據二尖瓣環確定在心腔的縱向上的長軸。例如，當沿長軸的心腔內層的高度是h時，長軸的長度也是h。可以在預定的點hj(j＝1至J)分割長軸為具有相同長度Δh(Δh＝h/J)的預定數目J的線段。這樣，就可能處理心腔的內部空間為預定數目J的每個具有一個沿長軸的相同高度Δh的塊的集合。當在預定的點hj垂直於長軸的線畫到心腔內層時，垂直線在兩個點上與心腔內層交叉。處理器29還計算兩個點之間的垂直線的長度Bj。長度h，長度Bj和任何其他上述有關的數據，如果必要的話，存儲在存儲器28的輔助存儲器。在上述的條件下J塊的一個塊j可以假設為包括高度Δh和具有直徑Bj的圓表面的柱體。因此，塊j的容積VBj能夠通過公式VBj＝Δh×π(Bj/2)2估計。在這種假設中，根據改進的辛普森技術，內部空間的容量Vy1能夠近似為在所有的J塊上總計容積VBj的結果(Vy1＝VB1+VB2+…+VBj)。這用下面的公式表示Vy1＝∑Δh×π(Bj/2)2(j＝1至J)。類似於第一連續B模式圖像數據，為了獲得內部空間的更準確的容積，上述直徑Bj可以如下的計算。
J塊的一個塊j通常不是一個正規的柱體。換句話說，一個塊J具有假設為具有直徑bj(j＝1至J)的圓的下表面和假設為具有直徑bj-1的圓的上表面。當「j」表示為一個奇數時，直徑bj是以奇數順序出現的表面的直徑，而這時直徑bj-1是以偶數順序出現的表面的直徑。同樣的，當「j」表示為一個偶數時，直徑bj是以偶數順序出現的表面的直徑，而這時直徑bj-1是以奇數順序出現的表面的直徑。如上所述，一個塊的高度可以定義為Δh(Δh＝h/J)。因此，如果把在一個塊j的高度Δh/2上的直徑(Bj)作為每個下表面的近似的直徑和上表面近似的直徑，直徑Bj可以表示為(bj-1+bj)/2。這意味著一個塊j可以假設為包括高度Δh和具有直徑Bj(Bj＝(bj-1+bj)/2)的圓表面的柱體。因此容積Vy1能夠由下面的公式替代Vy1＝∑Δh×π(((bj-1+bj)/2/2)2(j＝1至J)。由於高度Δh已經定義為Δh＝h/J，容積Vy1可以進一步的重寫為如下的公式Vy1＝(πh/16)∑(bj-1+bj)2(j＝1至J) (18)。
處理器29發送在上述計算中計算的容積Vy1到存儲器28。在存儲器28中，容積Vy1存儲在輔助存儲器中(步驟S24)。
在包括在第二連續B模式圖像數據(Iy1至IyM)中的二腔圖的第一B模式圖像數據Iy1的容積計算(或測量)後，第二連續B模式圖像數據Iy2由處理器29從存儲器28讀出。再一次，處理器29使用輪廓抽取技術來抽取第二B模式圖像數據Iy2中的心腔內層。對於第二B模式圖像數據Iy2中內層抽取的心腔與第一B模式圖像數據Iy1中的相同。心腔的內部空間的容積Vy2以類似於第一B模式圖像數據Iy1中的容積Vy1計算的方式獲得。重複類似的過程，處理器29獲得對於第三至第MB模式圖像數據的容積Vy3至VyM。當每個容積Vy2至VyM獲得時，容積Vy2至VyM分別存儲在存儲器28的輔助存儲器中(步驟S23至S24)。
在獲得四腔圖中的容積(或容積數據)Vx1至VxM和二腔圖中的Vy1至VyM後，系統控制單元9控制在顯示存儲器30中暫時存儲容積Vx1至VxM和Vy1至VyM。然後，存儲的容積Vx1至VxM和Vy1至VyM通過顯示電路31以時間序列容積轉變的形式顯示在監測器32(步驟S25)。
在時間序列容積轉變圖中，應用公式(17)到第一連續B模式圖像數據的每個B模式圖像數據而計算的容積根據第一連續B模式圖像數據的獲取在時間序列上劃分。類似的，在時間序列容積轉變圖中，應用公式(18)到第二連續B模式圖像數據的每個B模式圖像數據而計算的容積根據第二連續B模式圖像數據的獲取在時間序列上劃分。第一連續B模式圖像數據的每個B模式圖像數據可以在間隔Tx上獲取。第二連續B模式圖像數據的每個B模式圖像數據可以在間隔Ty上獲取。
在四腔像數據的時間序列容積轉變圖中，在時間相位的第一波峰tx11可以確定為第一四腔結束心臟舒張時間。第一波峰是當對於第一連續B模式圖像數據中第一次計算的容積Vx變為最大時的時間。在時間相位的第二波峰tx12可以確定為第二四腔結束心臟舒張時間。第二波峰是當對於第一連續B模式圖像數據中第二次計算的容積Vx變為最大時的時間。另一方面，在時間相位的第一波谷tx21可以確定為第一四腔結束心臟收縮時間。第一波谷是當對於第一連續B模式圖像數據中第一次計算的容積Vx變為最小時的時間。在時間相位的第二波谷tx22可以確定為第二四腔結束心臟收縮時間。第二波谷是當對於第一連續B模式圖像數據中第二次計算的容積Vx變為最小時的時間。第一四腔結束心臟舒張時間tx11和第一四腔結束心臟收縮時間tx21之間的周期確定為第一四腔心臟收縮時間[tx11-tx21]。第二四腔結束心臟舒張時間tx12和第二四腔結束心臟收縮時間tx22之間的周期確定為第二四腔心臟收縮時間[tx12-tx22]。另外，第一四腔結束心臟收縮時間tx21和第二四腔結束心臟舒張時間tx12之間的周期確定為四腔心臟舒張時間[tx21-tx12]。
二腔像數據的時間序列容積轉變圖中，在時間相位的第一波峰tx11』可以確定為第一二腔結束心臟舒張時間。第一波峰是當對於第一連續B模式圖像數據中第一次計算的容積Vy變為最大時的時間。在時間相位的第二波峰tx12』可以確定為第二二腔結束心臟舒張時間。第二波峰是當對於第一連續B模式圖像數據中第二次計算的容積Vy變為最大時的時間。另一方面，在時間相位的第一波谷tx21』可以確定為第一二腔結束心臟收縮時間。第一波谷是當對於第一連續B模式圖像數據中第一次計算的容積Vy變為最小時的時間。在時間相位的第二波谷tx22』可以確定為第二二腔結束心臟收縮時間。第二波谷是當對於第一連續B模式圖像數據中第二次計算的容積Vy變為最小時的時間。第一二腔結束心臟舒張時間tx11』和第一二腔結束心臟收縮時間tx21』之間的周期確定為第一二腔心臟收縮時間[tx11』-tx21』]。第二二腔結束心臟舒張時間tx12』和第二二腔結束心臟收縮時間tx22』之間的周期確定為第二二腔心臟收縮時間[tx12』-tx22』]。此外，第一二腔結束心臟收縮時間tx21』和第二二腔結束心臟舒張時間tx12』之間的周期確定為二腔心臟舒張時間[tx21』-tx12』]。
為了確定上述第一連續B模式圖像數據的時間和周期，處理器29讀出第一連續B模式圖像數據Vx1至VxM。處理器29檢測容積Vx1至VxM的一個或多個波峰(或最大)值Vmax和容積Vx1至VxM的一個或多個波谷(或最小)值Vmin。當檢測到一個或多個波峰(或最大)值Vmax時，處理器29能夠識別一個或多個具有波峰值Vmax的B模式圖像數據。因此，處理器29能夠確定結束心臟舒張時間，例如第一四腔結束心臟舒張時間tx11和第二四腔結束心臟舒張時間tx12。類似的，當檢測到一個或多個波谷(或最小)值Vmin時，處理器29能夠識別一個或多個具有波谷值Vmin的B模式圖像數據。因此，處理器能夠確定結束心臟收縮時間，例如第一四腔結束心臟收縮時間tx21和第二四腔結束心臟收縮時間tx22。第一和第二四腔結束心臟舒張時間tx11，tx12和第一和第二四腔結束心臟收縮時間tx21，tx22的確定導致了第一和第二四腔心臟收縮時間[tx11-tx21]，[tx12-tx22]和四腔心臟舒張時間[tx21-tx12]的確定。響應於周期的確定，處理器29確定包括在每個周期中的容積數據的數目(即，B模式圖像數據的數目)。這個圖像數目的確定可以響應於周期確定完全自動的完成。
類似的，為了確定上述第二連續B模式圖像數據的時間和周期，處理器29讀出第二連續B模式圖像數據Vy1至VyM。處理器29檢測容積Vy1至VyM的一個或多個波峰(或最大)值Vmax和容積Vy1至VyM的一個或多個波谷(或最小)值Vmin。當檢測到一個或多個波峰(或最大)值Vmax時，處理器29能夠識別一個或多個具有波峰值Vmax的B模式圖像數據。因此，處理器29能夠確定結束心臟舒張時間，例如第一二腔結束心臟舒張時間tx11』和第二二腔結束心臟舒張時間tx12』。類似的，當檢測到一個或多個波谷(或最小)值Vmin時，處理器29能夠識別一個或多個具有波谷值Vmin的B模式圖像數據。因此，處理器能夠確定結束心臟收縮時間，例如第一二腔結束心臟收縮時間tx21』和第二二腔結束心臟收縮時間tx22』。第一和第二二腔結束心臟舒張時間tx11』，tx12』和第一和第二二腔結束心臟收縮時間tx21』，tx22』的確定導致了第一和第二二腔心臟收縮時間[tx11』-tx21』]，[tx12』-tx22』]和二腔心臟舒張時間[tx21』-tx12』]的確定。響應於周期的確定。處理器29確定包括在每個周期中的容積數據的數目(即，B模式圖像數據的數目)。這個圖像數目的確定可以響應於周期確定完全自動的完成。(步驟S26)基於B模式圖像數據的數目的確定，處理器29進行到時間相位的調整。可以在第一連續B模式圖像數據和第二連續B模式圖像數據之間的心臟收縮周期中作出時間相位調整。進一步的，還可以在第一連續B模式圖像數據和第二連續B模式圖像數據之間的心臟舒張周期中作出時間相位調整。在本發明的第一實施例中，第二連續B模式圖像數據的時間相位調整為第一連續B模式圖像數據的時間相位。換句話說，根據第一連續B模式圖像數據的時間相位調整第二連續B模式圖像數據的時間相位。
四腔心臟舒張圖像數據的數目可以定義為Mxd。進一步的，四腔心臟收縮圖像數據的數目可以定義為Mxs。更進一步的，第一獲取間隔這裡可以定義為Tx。類似的，關於第二連續B模式圖像數據，二腔心臟舒張圖像數據的數目可以定義為Myd。進一步的，二腔心臟收縮圖像數據的數目可以定義為Mys。更進一步的，第二獲取間隔這裡可以定義為Ty。在上述條件下，四腔和二腔心臟舒張周期之間的調整係數Kd以下面的公式表示Kd＝(Myd×Ty)/(Mxd×Tx)。類似的，第一四腔和第一二腔心臟收縮周期之間的調整係數Ks以下面的公式表示Ks＝(Mys×Ty)/(Mxs×Tx)。然而第一獲取間隔Tx通常與第二獲取間隔是相同的。因此，係數Kd的公式可以重寫為下面的公式Kd＝Myd/Mxd。類似的，係數Ks的公式可以重寫為下面的公式Ks＝Mys/Mxs。
如前面所解釋的，四腔心臟舒張圖像數據的數目Mxd和四腔心臟收縮圖像數據的數目Mxs可以根據第一連續B模式圖像數據的時間序列容積轉變圖簡單的(自動的)獲得。二腔心臟舒張圖像數據的數目Myd和二腔心臟收縮圖像數據的數目Mys也可以根據第二連續B模式圖像數據的時間序列容積轉變圖簡單的(自動的)獲得。另一方面，第一獲取間隔Tx和第二獲取間隔Ty與超聲診斷裝置的速率頻率和/或掃描線的數目密切聯繫。因此，第一獲取間隔Tx和第二獲取間隔Ty通常根據超聲診斷裝置的初始狀態確定。
例如，當二腔心臟舒張周期[tx21』-tx12』]中的第βd B模式圖像數據(即，來自第一二腔結束心臟收縮時間tx21』的第βdB模式圖像數據)在時間相位上可以對應於四腔心臟舒張周期[tx21-tx12]中的第αdB模式圖像數據(即，來自第一四腔結束心臟收縮時間tx21的第αdB模式圖像數據)時，第βdB模式圖像數據使用下面的公式計算βd＝kd×αd。類似的，當二腔心臟收縮周期[tx11』-tx21』]中的第βs B模式圖像數據(即，來自第一二腔結束心臟舒張時間tx11』的第βsB模式圖像數據)在時間相位上可以對應於四腔心臟收縮周期[tx11-tx21]中的第αsB模式圖像數據(即，來自第一四腔結束心臟舒張時間tx11的第αsB模式圖像數據)時，第βsB模式圖像數據使用下面的公式計算βs＝ks×αs。
這樣的時間相位調整計算還應用到屬於四腔心臟舒張周期[tx21-tx12]和第一四腔心臟收縮周期[tx11-tx21]的每一個的第一連續B模式圖像數據的所有B模式圖像數據(步驟S27)。根據時間相位調整計算，非常難得的是βd和/或βs變為一個整數。實際上，有關心臟舒張周期[tx21-tx12]和[tx21』-tx12』]，數目最接近βd的二腔B模式圖像數據可以使用作為對應於第αd四腔B模式圖像數據的第βd二腔B模式圖像數據。然而，如果由於最接近計算的圖像號的圖像數據的使用，多個二腔B模式圖像數據碰巧對應於一個四腔B模式圖像數據(或者，多個四腔B模式圖像數據碰巧對應於一個二腔B模式圖像數據)，有關第一連續B模式圖像數據和第二連續B模式圖像數據之間的因果關係的原理的預定的規則可以預先確定，並且圖像的對應可以根據預定的規則確定。例如，預定的規則是(1)尾數0.5和超過的作為1計算，其餘的忽略不計，(2)當多個圖像數據對於一個對應的圖像數據具有小數時，選擇多個圖像數據中具有其小數最接近(最臨近)對應於一個對應的圖像數據的圖像號的整數的一個圖像數據，(3)選擇一個接近一個對應的圖像數據的獲取時間而暫時獲取的圖像數據，和(4)任何其他規則，如果必要的話。類似的，有關心臟收縮周期[tx11-tx21]和[tx11』-tx21』]，數目最接近βs的二腔B模式圖像數據可以使用作為對應於第αs四腔B模式圖像數據的第βs二腔B模式圖像數據。如上所述，然而，如果由於最接近計算的圖像號的圖像數據的使用，多個二腔B模式圖像數據碰巧對應於一個四腔B模式圖像數據(或者，多個四腔B模式圖像數據碰巧對應於一個二腔B模式圖像數據)，有關第一連續B模式圖像數據和第二連續B模式圖像數據之間的因果關係的原理的預定的規則可以預先確定，並且圖像的對應可以根據預定的規則確定。例如，預定的規則是(1)尾數0.5和超過的作為1計算，其餘的忽略不計，(2)當多個圖像數據對於一個對應的圖像數據具有小數時，選擇多個圖像數據中具有其小數最接近(最臨近)對應於一個對應的圖像數據的圖像號的整數的小數的一個圖像數據，(3)選擇一個接近一個對應的圖像數據的獲取時間暫時獲取的圖像數據，和(4)任何其他規則，如果必要的話。
根據上述過程，甚至當在第一和第二連續圖像數據之間各個心臟舒張周期和/或各個心臟收縮周期在它們的長度上不同時，處理器29使用了用於校正時間相位差的係數Kd和Ks，在第一和第二連續圖像數據上進行計算，以便調整第一和第二連續圖像數據之間的時間相位。因此，就可能獲得一個包括在第一(或第二)連續圖像數據中的預定圖像數據，其對應於另一個包括在第二(或第一)連續圖像數據中的預定圖像數據。一個包括在第一(或第二)連續圖像數據中的預定圖像數據的時間相位可以與另一個包括在第二(或第一)連續圖像數據中的預定圖像數據的時間相位實質上相同。
在時間相位調整後，處理器29從存儲器28中讀出第一連續圖像數據和第二連續圖像數據。讀出的第一和第二連續圖像數據在顯示存儲器30中從它們的格式轉換為用於並列顯示的格式。顯示存儲器30存儲格式轉換的第一和第二連續圖像數據。存儲的第一和第二連續圖像數據通過顯示電路31發送到監測器32。在監測器32中，第一和第二連續圖像以時間相位調整的方式並列顯示，如圖12所示(步驟S28)。並列顯示可以是，但不限於並排顯示第一和第二連續圖像。並列顯示還可以解釋為第一和第二連續圖像的同時顯示。在圖12中，表示心臟的四腔圖的第一連續圖像可以顯示在監測器32的左邊。在監測器32的右邊，可以顯示表示心臟的二腔圖的第二連續圖像。反之亦然。進一步的，作為一種並列或同時顯示，第一和第二連續圖像可以是一個在另一個上面的顯示。更進一步的，當提供在單個CPU(中央處理器)控制下操作的兩個監測器作為監測器32時，第一連續圖像可以顯示在兩個監測器的第一個中。在第一連續圖像顯示在第一個監測器的同時在時間相位上第二連續圖像可以顯示在兩監測器的第二個中。第一和第二連續圖像可以以時間相位調整的方式在單個CPU控制下相互結合顯示。這樣雙監測器顯示也可以包括在並列顯示中。
圖13是示出了根據本發明的第二實施例的時間相位調整的第一和第二連續圖像並列顯示的縮略圖的例子的示意圖。在圖13中，代替了第一連續圖像，四腔像顯示在縮略圖410至490。另外，二腔像顯示在縮略圖210至270代替第二連續圖像。根據第一和第二連續圖像之間的時間相位的調整，在監測器32中，縮略圖410至490可以在在縮略圖210至270的上面顯示。根據時間相位的調整，縮略圖210至270顯示時放置在各個對應的縮略圖410至490的下面。因此，例如，縮略圖260可以放置和顯示在縮略圖470下面，而這時縮略圖210至250可以對應於縮略圖410至450。類似的，縮略圖270可以放置和顯示在縮略圖490下面。根據時間相位的調整，沒有二腔像的縮略圖對應於縮略圖460和480。
如圖13所示，當操作者通過指針指向和選擇，例如，四腔像的縮略圖470時，可以顯示對應於選擇的縮略圖470的放大圖像(圖14中的OG 470)。放大圖像可以是包括在第一連續圖像中的對應於縮略圖470的原始圖像。圖140是示出了根據本發明的第二實施例的縮略圖顯示後並列顯示的例子的示意圖。當對應於選擇的縮略圖470的放大圖像OG 470顯示時，另一個對應於縮略圖260的放大圖像也可以顯示在監測器32中。另一個放大圖像OG 260可以是包括在第二連續圖像中的對應於縮略圖260的原始圖像。響應於縮略圖470的選擇，放大圖像OG 470和另一個放大圖像OG 260可以並列顯示，如圖14所示。當操作者選擇縮略圖260時，響應於選擇，放大圖像OG 470和OG 260可以類似的顯示。然而，如果操作者選擇縮略圖460，由於沒有對應於縮略圖460的二腔像的縮略圖，只有一個對應於縮略圖460的放大圖像顯示。換句話說，在時間相位中沒有對應於作為縮略圖460的基礎的四腔像的二腔像。
本發明的第一和第二實施例不僅限於兩種連續圖像數據之間的時間相位的調整，並且可以應用到多於兩種的連續圖像數據之間的時間相位的調整。在多於兩種的連續圖像數據的例子中，多於兩種的連續圖像數據的一種可以選擇為基礎連續圖像數據，類似於兩種的連續圖像數據的例子。一旦選擇和確定一種基礎連續圖像數據，使得所有其他連續圖像數據的每一種調整它的時間相位和確定的一種基礎連續圖像數據的時間相位一致，如本發明的第一實施例所解釋的。多於兩種的連續圖像數據中的這樣的時間相位調整後，包括在多於兩種的連續圖像數據中的圖像每種並列顯示，或者，操作者可以在顯示之前或之時選擇一種或多種特定連續圖像數據。如果選擇者只選擇一種連續圖像數據，則只有選擇的一種連續圖像數據顯示在監測器32中，就不考慮時間相位的調整。另一方面，如果操作者選擇任何兩種或更多種特定的連續圖像數據，這樣選擇的兩種或更多種的連續圖像數據根據時間相位調整並列的顯示在監測器32上。如果操作者比較起來更喜歡集中在特定幾種的連續圖像數據，而不是所有幾種的連續圖像數據，這樣的選擇是有利的。
圖15是示出了根據本發明的第二實施例的時間相位調整的三種連續圖像並列顯示的縮略圖的例子的示意圖。在圖15中，縮略圖410至490對應於第一截面圖的連續圖像數據(以下稱為第一截面像數據)並是用於對應於第二截面圖的連續圖像數據(以下稱為第二截面像數據)的縮略圖210至270和對應於第三截面圖的連續圖像數據(以下稱為第三截面像數據)的縮略圖310至370的時間相位調整的基礎。根據第一，第二和第三截面像數據中的基於第一截面像數據的時間相位的調整，縮略圖410至490在監測器32中顯示在縮略圖210至270的上面。進一步的，縮略圖310至370在監測器32中顯示在縮略圖210至270的下面。縮略圖210至270根據時間相位調整在顯示時放置在各個對應的縮略圖410至490的下面。進一步的，縮略圖310至370根據時間相位調整在顯示時以對應於縮略圖410至490的方式放置。因此，例如，縮略圖260可以放置和顯示在縮略圖470的下面，而這時縮略圖210至250可以對應於縮略圖410至450。進一步的，縮略圖270可以放置和顯示在縮略圖490下面。根據時間相位的調整，沒有對應於縮略圖460和480的第二截面像數據的縮略圖。類似的，例如，縮略圖350可以放置和顯示在縮略圖460的下面，而這時縮略圖310至340可以對應於縮略圖410至440。進一步的，縮略圖360和370可以放置和顯示在縮略圖480和490的下面。根據時間相位的調整，沒有對應於縮略圖450和470的第三截面像數據的縮略圖。當獲得三種或更多種連續圖像數據，例如，第一，第二和第三截面像數據時，操作者可以選擇三種或更多種連續圖像數據中的兩種或更多種。換句話說，在圖15示出的例子中，例如，縮略圖410至490和310至370可以一起顯示而這時縮略圖210至270不顯示。或者，例如，縮略圖210至270和310至370可以一起顯示而這時縮略圖410至490不顯示。這樣的選擇可以不僅應用到縮略圖的顯示，還可以應用於以連續顯示方式的原始圖像數據(兩種或更多種連續圖像數據)的顯示。
如上所述，根據本發明的第二實施例，在各個不同的條件下獲取的多個連續圖像數據在它們相對的時間相位中調整。進一步的，多個連續圖像數據可以同時顯示。因此，就可能以三維的方式準確的觀察心臟的運動功能。另外，還有可能簡單的看到例如運動負荷的影響。
已經在表示四腔圖和二腔圖的連續圖像數據的例子中描述了根據本發明的實施例。根據本發明的實施例不僅限於上述實例，而且可以應用於表示長軸圖和短軸圖的連續圖像數據，以及應用於表示運動負荷前的圖和運動負荷後的圖的連續圖像數據，等等。負荷可以選擇的由藥理學上引起。當對應於那些圖像數據的圖像顯示在監測器32上時，圖像可以不限制為B模式圖像，還可以是反映組織運動或血流的狀態的都卜勒模式圖像。圖像可以選擇的是B模式圖像和都卜勒圖像的綜合的圖像。根據本發明的實施例，更好的是顯示連續圖像為移動圖像，但有可能顯示連續圖像為靜態圖像，只要當至少兩種連續圖像並列顯示時，各個連續圖像的這樣的靜態圖像以時間相位調整的方式相繼的顯示。
在本發明的上述實施例中，根據心腔計算的容積確定結束心臟舒張時間和結束心臟收縮時間。然而，結束心臟舒張時間和結束心臟收縮時間可以用其他方法確定。圖16是示出了根據本發明的實施例的心腔容積數據，心電圖數據和心音圖數據中的關係的例子的圖。
在圖16中，根據心腔容積數據的第一結束心臟舒張時間V1可以對應於如前所述的心電圖數據的第一R波ECG1。另一方面，心音圖數據的第一心音(或心音圖中的第一波形)PCG1不夠清楚來確定第一結束心臟舒張時間V1。因此，第一R波ECG1的時間可以假設為對應於第一結束心臟舒張時間V1的第一結束心臟舒張時間。當進行到結束心臟收縮時間時，根據心腔容積數據的結束心臟收縮時間V2可以對應於心音圖數據的第二心音PCG2(或心音圖中的第二波形)。這次，心電圖數據的波ECG2不夠清楚來表示結束心臟收縮時間V2。因此第二心音PCG2的時間可以假設為對應於第一結束心臟收縮時間V2的結束心臟收縮時間。類似於第一結束心臟舒張時間，根據心腔容積數據的第二結束心臟舒張時間V3可以對應於如前所述的心電圖數據的第二R波ECG3。另一方面，心音圖數據的另一個第一心音PCG3不夠清楚來確定第二結束心臟舒張時間V3。因此，第二R波ECG3的時間可以假設為對應於第二結束心臟舒張時間V3的第二結束心臟舒張時間。因此，就可能確定有關各種連續圖像數據的第一和第二結束心臟舒張時間和結束心臟收縮時間，而不計算各個連續圖像數據的容積等。
已經描述了根據本發明的實施例的超聲診斷裝置。時間相位調整的特性可能實質上並不包含在該超聲診斷裝置中。根據本發明的可選擇的實施例，在獨立於超聲診斷裝置的數據處理器中提供該特性。數據處理器可以放置在不同於(遠離)超聲診斷裝置的位置，並連接到超聲診斷裝置以及從超聲診斷裝置為其提供超聲圖像。進一步的，那些本領域技術人員可以理解振據這個實施例的數據處理器可以作為一個或多個處理裝置來實現。因此，即使超聲診斷裝置是一個常規的裝置，根據本發明這樣可選擇的實施例有可能滿足時間相位調整的特性。
圖17是示出了根據本發明的實施例的數據處理器的典型的構造的結構圖。數據處理器1700可以包括一個圖像測量單元176，一個輸入單元177，和一個顯示單元178。
圖像測量單元176包括一個存儲器1728，一個處理器1729，和一個顯示存儲器1730。顯示單元178包括一個顯示電路1731和一個監測器1732。通過存儲從超聲診斷裝置獲取的圖像數據的可分開的存儲介質或通過連接到超聲診斷裝置的通信電纜可以獲得數據處理器1700中要處理的圖像數據。包括在數據處理器1700中的每個元件的細節和其中的過程類似於在本發明的第一實施例中的那些描述。因此，這裡就省略了元件和有關的過程的進一步描述。只要連續圖像數據提供到數據處理器1700，根據本發明的實施例，任何類型的常規超聲診斷裝置能夠受益於時間相位調整的特性。
上面已經描述了本發明的幾個實施例。然而，本發明的實施例不僅限於那些實施例，可以在本發明的範圍內改變。例如，本發明的實施例可以應用於X光診斷裝置、X光計算的斷層分析裝置、磁共振成像裝置等裝置以及超聲診斷裝置獲取的圖像。進一步的，上述本發明的實施例已經示出了根據心腔的內部空間的時間序列容積轉變的兩種連續圖像數據之間的時間相位調整。根據本發明的實施例的時間相位調整可以根據通過預定的自動輪廓抽取技術抽取的心腔的內部空間的時間序列面積轉變獲得。進一步的，根據本發明的實施例的時間相位調整可以基於沿長軸的心腔的內部空間的時間序列長度轉變獲得。更進一步的，上述本發明的實施例描述的是有關心室的測量(例如，左心室)。本發明的實施例可以選擇的應用於心房的測量。
更進一步的，按照上述本發明的實施例，超聲診斷裝置已經根據指示四腔圖和二腔像數據獲取中的圖像數據獲取的啟動命令信號，獲取和連續存儲一個預定數目的連續圖像數據在存儲器28中。命令信號從輸入單元7輸入。然而，可選擇的圖像數據獲取技術可以應用到本發明的實施例中。例如，在四腔圖和二腔像數據獲取中，當圖像通過存儲器28實時顯示在監測器32中時，操作者可以操作輸入單元7來輸入指示圖像數據獲取的命令信號。響應於命令信號，存儲器28可以被操作來在命令信號的輸入定時前存儲預定數目的連續圖像數據。換句話說，預定數目的連續圖像數據可以存儲在存儲器28中追溯到在命令信號的輸入定時前在預定數目的圖像中獲取的過去圖像。
在本發明的實施例中，表示四腔圖的連續圖像數據可以在表示二腔圖的連續圖像數據之前獲取。然而，只要不受限制，獲取兩種連續圖像數據的順序可以不限制到本發明的上面實施例所描述的。
更進一步的，在本發明的實施例中，超聲診斷裝置或數據處理器可以具有一個能夠以臨時和/或非易失性狀態接收和存儲電腦程式和應用程式如計算機的可讀指令的隨機存取存儲器(RAM)。超聲診斷裝置或數據處理器可以進一步具有一個硬碟驅動器，一個用於讀出和寫入磁碟的磁碟驅動器，和/或一個光碟驅動器用於輸出和寫入一個光碟(例如CD，CDR，CD-RW，DVD，或其他光器件)。那些本領域技術人員可以理解一個或多個這樣的存儲器，驅動器，和它們各自的介質是用於存儲當執行時可以完成本發明的一個實施例的計算機可讀指令的電腦程式產品的例子。
因此，不能加入本發明的實施例的特徵的裝置能夠受益於該特徵，只要該裝置配備了讀出和完成計算機可讀程序的特性。
上述本發明的實施例是僅用於更容易地理解本發明而描述的例子，而不是描述來限制本發明。因此，本發明的實施例公開的每個元件和單元可以在本發明的範圍內再設計和改變為它的等同物。此外，這些元件和單元的任何可能的組合可以包括在本發明的範圍內，只要優點類似於根據在本發明的實施例中的上述公開獲得的那些。
權利要求
1.一種超聲診斷裝置，包括配置來聲穿透超聲到待測者的聲穿透器；配置來從待測者接收超聲產生的回波信號的接收器；和處理器，與該接收器相通信，配置該處理器處理回波信號，以便獲得在第一條件下的第一圖像系列和在第二條件下的第二圖像系列；該處理器進一步配置來測量第一圖像系列上的第一物理量和第二圖像系列上的第二物理量，和進一步配置該處理器基於第一物理量和第二物理量相對於第一圖像系列的時間相位以便調整第二圖像系列的時間相位。
2.如權利要求1所述的裝置，進一步包括配置用於以圖的形式顯示第一物理量和第二物理量的顯示器。
3.如權利要求2所述的裝置，其中根據時間相位調整在時間相位上顯示第一物理量和第二物理量。
4.如權利要求1所述的裝置，其中處理器進一步配置來基於根據時間相位調整的第一物理量和第二物理量計算第三物理量。
5.如權利要求4所述的裝置，進一步包括耦合到處理器和配置來以圖的形式顯示第三物理量的顯示器。
6.如權利要求1所述的裝置，進一步包括耦合到處理器和配置來顯示根據時間相位調整的第一圖像系列和第二圖像系列的顯示器。
7.如權利要求6所述的裝置，其中第一圖像系列和第二圖像系列以移動圖像的方式在時間相位上顯示。
8.如權利要求6所述的裝置，其中第一圖像系列和第二圖像系列以靜止圖像的方式在時間相位上顯示。
9.如權利要求1所述的裝置，進一步包括配置來顯示根據時間相位調整的第一圖像系列的第一縮略圖和第二圖像系列的第二縮略圖的顯示器。
10.如權利要求9所述的裝置，進一步包括耦合到處理器並配置來選擇一個或多個第一縮略圖的輸入裝置；其中顯示器進一步配置來顯示對應於選擇的一個或多個第一縮略圖的一個或多個第一圖像系列，和其中顯示器進一步配置來以時間相位調整的方式顯示對應於所述一個或多個第一圖像系列的一個或多個第二圖像系列。
11.如權利要求1所述的裝置，其中第一物理量和第二物理量的每一個表示待測者的預定部分的容積。
12.如權利要求1所述的裝置，其中第一物理量和第二物理量的每一個表示待測者的預定部分的面積。
13.如權利要求1所述的裝置，其中第一物理量和第二物理量的每一個表示待測者的預定部分的長度。
14.如權利要求1所述的裝置，其中第一條件是用於獲得待測者的心臟的四腔圖的第一圖像系列的超聲波心動描記法，和其中第二條件是用於獲得待測者的心臟的二腔圖的第二圖像系列的超聲波心動描記法。
15.如權利要求1所述的裝置，其中第一條件是用於獲得沿心臟的長軸的待測者的心臟的第一圖像系列的超聲波心動描記法，和其中第二條件是用於獲得沿心臟的短軸的待測者的心臟的第二圖像系列的超聲波心動描記法。
16.如權利要求1所述的裝置，其中第一條件是用於在藥理負荷到待測者前獲得第一圖像系列的超聲波心動描記法，和其中第二條件是用於在藥理負荷到待測者後獲得第二圖像系列的超聲波心動描記法。
17.如權利要求1所述的裝置，其中第一條件是用於在運動負荷到待測者前獲得第一圖像系列的超聲波心動描記法，和其中第二條件是用於在運動負荷到待測者後獲得第二圖像系列的超聲波心動描記法。
18.如權利要求1所述的裝置，其中當在超聲波心動描記法下獲得第一圖像系列和第二圖像系列時，處理器調整相對於第一圖像系列的心臟收縮周期的時間相位的第二圖像系列的心臟收縮周期的時間相位。
19.如權利要求1所述的裝置，其中當在超聲波心動描記法下獲得第一圖像系列和第二圖像系列時，處理器調整相對於第一圖像系列的心臟舒張周期的時間相位的第二圖像系列的心臟舒張周期的時間相位。
20.如權利要求1所述的裝置，其中當在超聲波心動描記法下獲得第一圖像系列和第二圖像系列時，處理器調整相對於第一圖像系列的結束心臟收縮時間的第二圖像系列的結束心臟收縮時間。
21.如權利要求1所述的裝置，其中當在超聲波心動描記法下獲得第一圖像系列和第二圖像系列時，處理器調整相對於第一圖像系列的結束心臟舒張時間的第二圖像系列的結束心臟舒張時間。
22.如權利要求1所述的裝置，其中處理器進一步配置來確定在包括在第一預定周期中的第一圖像系列中的圖像數目(N1)，確定在包括在第二預定周期中的第二圖像系列中的圖像數目(N2)，其中第一圖像間隔時間(T1)是每個第一圖像系列之間的時間，和第二圖像間隔時間(T2)是每個第二圖像系列之間的時間，和其中處理器進一步配置來計算以公式C＝(N2×T2)/(N1×T1)表示的係數(C)，並根據係數C調整相對於第一圖像系列的第二圖像系列的時間相位。
23.如權利要求22所述的裝置，其中，當在超聲波心動描記法下獲得第一圖像系列和第二圖像系列時，第一預定周期表示第一圖像系列的心臟收縮周期和第二預定周期表示第二圖像系列的心臟收縮周期。
24.如權利要求22所述的裝置，其中，當在超聲波心動描記法下獲得第一圖像系列和第二圖像系列時，第一預定周期表示第一圖像系列的心臟舒張周期和第二預定周期表示第二圖像系列的心臟舒張周期。
25.一種超聲診斷裝置，包括配置來聲穿透超聲到待測者的聲穿透器；配置來從待測者接收超聲產生的回波信號的接收器；和與接收器通信的處理器，配置處理器以便處理回波信號從而當聲穿透時獲得在第一條件下的第一圖像系和第二條件下的第二圖像系列，處理器進一步配置來當已經獲得第一圖像系列時在第一預定周期中檢測第一、第二和第三特徵曲線時間，和當已經獲得第二圖像系列時在第二預定周期中檢測第四、第五、第六特徵曲線時間，和處理器進一步配置來根據第一至第六特徵曲線時間調整第一圖像系列的時間相位和第二圖像系列的時間相位。
26.如權利要求25所述的裝置，進一步包括配置來接收心電圖數據的第一接口；和配置來接收心音圖數據的第二接口；和其中處理器根據心電圖數據檢測第一、第三、第四和第六特徵曲線時間和根據心音圖數據檢測第二和第五特徵曲線時間。
27.如權利要求26所述的裝置，其中第一、第三、第四和第六特徵曲線時間的每一個與包括在心電圖數據中的R波相關，和其中第二和第五特徵曲線時間的每一個與R波出現後的包括在心音圖數據中的第二心音相關。
28.一種醫療圖像裝置，包括配置來在第一條件下產生第一系列醫療圖像和在第二條件下產生第二系列醫療圖像的發生器；和與發生器通信的處理器，該處理器配置來測量第一系列醫療圖像上的第一物理量和第二系列醫療圖像上的第二物理量，並根據第一物理量和第二物理量調整相對於第一系列醫療圖像的時間相位的第二系列醫療圖像的時間相位。
29.一種接收在醫療設備中獲得的一系列醫療數據的數據處理器，該數據處理器包括配置來從醫療設備中接收在第一條件下獲得的第一系列醫療數據和從醫療設備中接收在第二條件下獲得的第二系列醫療數據的接口；和配置來測量在第一系列醫療數據上的第一物理量和在第二系列的醫療數據上的第二物理量，並根據第一物理量和第二物理量調整相對於第一系列醫療數據的時間相位的第二系列醫療數據的時間相位的處理器。
30.一種相對於在醫療設備中在第一條件下獲得的第一醫療數據系列的時間相位調整在醫療設備中在第二條件下獲得的第二系列醫療數據的時間相位的方法，該方法包括步驟測量在第一系列醫療數據上的第一物理量；測量在第二系列醫療數據上的第二物理量；和根據第一物理量和第二物理量調整相對於第一系列醫療數據的時間相位的第二系列醫療數據的時間相位。
31.一種存儲了用於相對於在醫療設備中在第一條件下獲得的第一系列醫療數據的時間相位調整在醫療設備中在第二條件下獲得的第二系列醫療數據的時間相位的電腦程式的電腦程式產品，該電腦程式具有指令，其中當執行時，完成的步驟包括測量在第一系列醫療數據上的第一物理量；測量在第二系列醫療數據上的第二物理量；和根據第一物理量和第二物理量調整相對於第一系列醫療數據的時間相位的第二系列醫療數據的時間相位。
32.一種醫療圖像裝置，包括配置來在第一周期過程中產生第一系列醫療圖像和在不同於第一周期的第二周期過程中產生第二醫療圖像的發生器；與發生器相通信的處理器，該處理器配置來測量在第一系列醫療圖像上的第一物理量和在第二系列醫療圖像上的第二物理量，並根據第一物理量和第二物理量調整相對於第一系列醫療圖像的時間相位的第二系列醫療圖像的相位。
33.一種調整多個圖像系列之間的時間相位的醫療診斷裝置，包括配置來提供第一信號到待測者的發射器；配置來從待測者接收與第一信號有關的第二信號的接收器；與接收器通信的處理器，從接收器接收第二信號；和耦合到處理器的記憶存儲裝置，該記憶存儲裝置存儲圖像系列；其中處理器還操作來從第二信號產生多個數據組並在記憶存儲裝置中存儲每個數據組為圖像系列；從每個圖像系列中確定一個輪廓；和根據從第一圖像系列和第二圖像系列的每一個確定的物理量的比較，調整相對於第二圖像系列的輪廓的第一圖像系列的輪廓。
34.如權利要求33所述的醫療診斷裝置，進一步包括耦合到處理器用於顯示相對於第二圖像系列的輪廓的第一圖像系列的調整的輪廓的顯示器。
35.如權利要求33所述的醫療診斷裝置，其中處理器進一步操作來根據從第二圖像系列和第三圖像系列的每一個中確定的物理量的比較，調整相對於第二圖像系列的輪廓的第三圖像系列的輪廓。
全文摘要
一種超聲診斷裝置包括一個聲穿透器、一個接收器和一個處理器。配置聲穿透器以便聲穿透超聲到待測者。配置接收器以便從待測者接收由超聲產生的回波信號。處理器與接收器相通信。此外，配置處理器以便處理回波信號，從而獲得第一條件下的第一圖像系列和第二條件下的第二圖像系列。也可以配置處理器以便測量第一圖像系列上的第一物理量和第二圖像系列上的第二物理量。進一步配置處理器基於第一物理量和第二物理量相對於第一圖像系列的時間相位調整第二圖像系列的時間相位。
文檔編號A61B8/08GK1486675SQ0315469
公開日2004年4月7日 申請日期2003年6月18日 優先權日2002年6月18日
發明者米山直樹, 米山直 申請人:株式會社東芝