超聲波診斷裝置以及超聲波圖像處理方法
2023-05-03 19:17:31 6
專利名稱：超聲波診斷裝置以及超聲波圖像處理方法
技術領域：
本發明涉及採用了組織應變成像(TSITissue Strain Imaging)法的心臟映像化，特別是涉及心臟的收縮期中的長軸方向的縮簡訊息向短軸圖像映射、或者心臟的心壁厚方向的拉伸信息向短軸圖像映射。
背景技術：
一般而言，關於心肌等生體組織，客觀且定量地評價其運動及功能，對該組織的診斷來說非常重要。在使用了超聲波圖像處理裝置的圖像診斷中也主要以心臟為例嘗試了各種各樣的定量評價法。例如，已知正常的心肌在收縮期厚度向壁厚方向(短軸)增大、長度向長軸方向縮小。一般而言，可以認為此增厚(thickening)和縮短(shortening)其運動方向彼此正交呈不同的起序，另一方面，通過觀察它們的運動來評價心肌壁運動，例如與心肌梗塞等心臟疾病有關的診斷支援的可能性就得以啟示。
但是，在以往的超聲波診斷裝置中存在例如下面那樣的問題。亦即、在對短軸斷層像進行攝影來觀察的情況下，由於在超聲波診斷裝置的特性上無法取得垂直於該短軸斷層像的掃描面的生體信息，故不能同時表達縮簡訊息。另外，在例如通過組織都卜勒法(tissue Dopplermethod)拍攝例如心尖長軸斷層像來觀察的情況下，由於存在都卜勒界限角，故不能同時表達增厚信息。
發明內容
本發明就是鑑於上述情況而完成的，其目的是提供一種超聲波診斷裝置、超聲波圖像處理方法，即便在對短軸斷層像進行攝影來觀察的情況下也能夠同時觀察縮簡訊息，另外，即便在對長軸斷層像進行攝影來觀察的情況下也能夠同時觀察增厚信息。
根據本發明一個技術方案，提供一種超聲波診斷裝置，具備運動信息生成單元，生成包含第一方向分量的組織的運動信息；二維圖像生成單元，生成與不平行於上述第一方向的面有關的二維圖像；映射圖像生成單元，通過對上述二維圖像映射上述運動信息而生成映射圖像；以及顯示單元，顯示上述映射圖像。
根據本發明另一技術方案，提供一種超聲波診斷裝置，具備計算單元，計算與組織的三維活動有關的參數；圖像生成單元，從三維數據生成二維圖像；以及顯示單元，將計算出的上述參數與所生成的上述二維圖像一起進行顯示。
根據本發明又一技術方案，提供一種超聲波圖像處理方法，具備以下步驟生成包含第一方向分量的組織的運動信息；生成與不平行於上述第一方向的面有關的二維圖像；通過對上述二維圖像映射上述運動信息而生成映射圖像；以及顯示上述映射圖像。
根據本發明又一技術方案，提供一種超聲波圖像處理方法，具備以下步驟計算與組織的三維活動有關的參數；從三維數據生成二維圖像；以及將計算出的上述參數與所生成的上述二維圖像一起進行顯示。
圖1是涉及第1實施方式的超聲波診斷裝置10的構成圖。
圖2表示取得TSI圖像的體積數據用的第1方法。
圖3是用於說明取得體積數據用的第2方法的圖。
圖4是用於說明取得體積數據用的第2方法的圖。
圖5是用於說明取得體積數據用的第3方法的圖。
圖6是用於說明取得體積數據用的第3方法的圖。
圖7是用於說明正交方向的映射功能的概念圖的一例。
圖8是用於說明正交方向的映射功能的概念圖的一例。
圖9是用於說明正交方向的映射功能的概念圖的其他例子。
圖10是用於說明正交方向的映射功能的概念圖的其他例子。
圖11是用於說明正交方向的映射功能的概念圖。
圖12是表示在涉及實施例1的正交方向的映射處理中所執行的各處理的流程的流程圖。
圖13是表示在涉及實施例2的正交方向的映射處理中所執行的各處理的流程的流程圖。
圖14是涉及第2實施方式的超聲波診斷裝置10的構成圖。
圖15是用於說明第2實施方式的映射處理的概念的圖。
圖16是表示涉及第2實施方式的映射處理的流程的流程圖。
圖17是表示映射圖像中的增厚信息或者縮簡訊息的顯示形態的變形例的圖。
圖18是表示映射圖像中的增厚信息或者縮簡訊息的顯示形態的變形例的圖。
圖19是表示映射圖像中的增厚信息或者縮簡訊息的顯示形態的變形例的圖。
圖20是用於說明本發明實施方式的變形例的圖。
圖21是表示將扭轉運動作為運動信息情況下的映射處理的流程的流程圖。
圖22是用於說明將扭轉運動作為運動信息情況下的映射處理的圖。
圖23是表示將相對旋轉斜度作為運動信息情況下的映射處理的流程的流程圖。
圖24是用於說明將相對旋轉斜度作為運動信息情況下的映射處理的圖。
圖25是表示將長軸方向的變形作為運動信息情況下的映射處理的流程的流程圖。
圖26是用於說明將長軸方向的變形作為運動信息情況下的映射處理的圖。
具體實施例方式
下面，將按照附圖對本發明第1實施方式乃至第3實施方式進行說明。在以下的說明中，對具有大致相同的功能及構成的構成要素附加相同的附圖標記，僅在必要的情況下才進行重複說明。
此外，在以下的各實施方式中，以將本發明的技術思想應用於超聲波診斷裝置的情況為例來進行說明。但是，並不拘泥於此，本發明的技術思想對於工作站、個人計算機等超聲波圖像處理裝置也可以適用。
另外，對於涉及本實施方式的各構成要素、特別是後述的TSI處理單元20、體積數據生成單元21、映射處理單元24、跟蹤處理單元27(參照圖1、圖14)，還能夠通過將執行與該各構成要素同樣處理的軟體程序安裝在工作站等計算機、具有計算機功能的超聲波診斷裝置等中，並在存儲器上將它們進行展開而實現。此時，能夠使計算機執行該方法的程序還可以保存在磁碟(軟盤、硬碟等)、光碟(CD-ROM、DVD等)、半導體存儲器等記錄介質中進行發布。
(第1實施方式)圖1是涉及第1實施方式的超聲波診斷裝置10的構成圖。本超聲波診斷裝置10具備超聲波探頭11、發送單元12、接收單元13、B模式處理單元14、組織都卜勒處理單元15、顯示控制單元17、顯示單元18、TSI處理單元20、體積數據生成單元21、存儲部22、控制單元(CPU)23、映射處理單元24和輸入單元25。此外，在將本發明應用於超聲波處理裝置的情況下，圖1的虛線內就成為其構成要素。
超聲波探頭11具有基於來自發送單元12的驅動信號發生超聲波、並將來自被檢測體的反射波變換成電氣信號的多個壓電振子，設置於該壓電振子的匹配層，和防止超聲波從該壓電振子向後方傳播的背襯(backing)材料等。當從該超聲波探頭11將超聲波發送到被檢測體時，由於生體組織的非線形性、伴隨超聲波的傳播而發生種種諧波分量。構成發送超聲波的基本波和諧波分量由於體內組織的聲阻抗的邊界、微小散射等而進行後方散射、作為反射波(回波)被超聲波探頭11所接收。
發送單元12具有未圖示的延遲電路以及脈衝發生器電路等。在脈衝發生器電路中，以規定的速率頻率fr Hz(周期；1/fr秒)反覆發生用於形成發送超聲波的速率脈衝。另外，在延遲電路中按每個波道使超聲波呈束狀聚焦、且為決定發送指向性所必需的延遲時間被賦予各速率脈衝。發送單元12按基於此速率脈衝的定時，以朝向規定的掃描線形成超聲波束的方式對每個振子外加驅動脈衝。
接收單元13具有未圖示的放大器電路、A/D變換器和加法器等。在放大器電路中將經由探頭11所取入的回波信號按每個波道進行放大。在A/D變換器中對經過放大的回波信號賦予為決定接收指向性所必需的延遲時間，之後在加法器中進行加法處理。通過此加法運算生成與規定的掃描線對應的超聲波回波信號。
B模式處理單元14通過對從接收單元13接收到的超聲波回波信號實施包絡線檢波處理，生成與超聲波回波的振幅強度對應的B模式信號。
組織都卜勒處理單元15對從接收單元13接收到的回波信號進行正交檢波處理、自相關處理等，基於經過延遲加法處理的超聲波回波信號的都卜勒偏移分量求解與在被檢測體內移動的組織的速度、分散(variance)、能量(power)對應的組織都卜勒信號。
顯示控制單元17生成表示了B模式信號的有關規定斷層的維元分布的B模式超聲波像。另外，顯示控制單元17基於組織都卜勒信號生成表示了速度、分散、能量值的有關規定斷層的二維分布的組織都卜勒超聲波像。進而，顯示控制單元17根據需要生成B模式超聲波像和組織都卜勒超聲波像的重疊圖像、B模式超聲波像和與組織的運動信息有關的圖像的重疊圖像等。這裡，組織的運動信息是指組織的應變、應變率、移動距離、速度以及其他與組織的運動有關可以取得的物理信息。以下，將包含這樣的組織的運動信息的圖像的總稱叫做「TSI圖像」。
顯示部18基於來自顯示控制單元17的視頻信號將生物體內的形態學信息及血流信息顯示為圖像。另外，在使用了造影劑的情況下，基於造影劑的空間分布、即求出血流或血液存在的區域的定量信息量、顯示為亮度圖像及彩色圖像。
TSI處理單元20使用B模式處理單元14輸出的B模式信號、組織都卜勒處理單元16輸出的都卜勒信號、在存儲部22中所存儲的B模式圖像數據、都卜勒圖像數據、速度分布圖像等執行TSI處理，生成與組織的應變有關的圖像即TSI圖像。這裡，速度分布圖像是指將診斷對象組織上的多個位置的速度按每個時相來表示的圖像。
體積數據生成單元21根據需要使用在TSI處理單元20中所生成的與規定的對象有關的涉及多個斷層的TSI圖像，執行空間插補處理。據此，生成與該規定的對象有關的TSI圖像的體積數據。
存儲部22存儲對應於各時相的超聲波圖像數據(例如，根據組織都卜勒模式、B模式等所攝影的組織圖像數據)、由TSI處理單元20所生成的對應於各時相的速度分布圖像及TSI圖像等。另外，存儲部22還根據需要存儲在體積數據生成單元21中所生成的TS1圖像的體積數據。此外，存儲部22存儲的超聲波圖像數據也可以是掃描轉換前的所謂的原始圖像數據。
控制單元(CPU)23具有作為信息處理裝置(計算機)的功能，靜態或者動態地控制本超聲波診斷裝置主體的動作。
映射處理單元24基於在體積數據生成單元21中所生成的TSI圖像的體積數據，進行在所選擇的短軸斷層上映射縮簡訊息的映射處理。另外，映射處理單元24基於相同的TSI圖像的體積數據進行在所選擇的長軸斷層上映射增厚信息的映射處理。
輸入部25被連接到裝置主體，具有用於將來自操作者的各種指示、關心區域(ROI)的設定指示、種種圖像質量條件設定指示等取入到裝置主體的滑鼠及跟蹤球、模式切替開關、鍵盤等。
(組織應變成像TSI)其次，就作為本實施方式的前提的技術即組織應變成像法簡單地進行說明。此組織應變成像法是將一邊跟蹤伴隨運動的組織位置作為組織的運動信息一邊對源於速度信息的信號進行積分所得到的、局部的變位、應變等參數進行圖像化。根據該方法，就能夠創建並顯示與心臟的局部心肌的應變及變位有關的圖像，以支援進行針對圖像輸出值的局部區域的時間變化的解析。
例如在使用短軸斷層像來觀察增厚的情況下，在組織應變成像法中，為了通過角度補償來檢測與增厚有關的分量並使之圖像化，採用朝向收縮中心的運動場(收縮場Contraction Motion Field)的概念和設定。另外，在組織應變成像法中，還可用考慮心臟全體的並進運動(還被稱之為「translation」)的影響使收縮中心位置在時間上進行移動，對時間上可變的運動場進行適用。從而，對由並進運動造成的收縮中心位置的變動能夠進行追隨。關於此組織應變成像法的進一步的細節例如在特開平2003-175041號中有所說明。
此外，在本組織應變成像法中，需要與多個時相有關的速度分布圖像。此速度分布圖像由通過組織都卜勒法所收集的與多個時相有關的二維或三維超聲波圖像數據來進行生成；或者對通過B模式等所收集的與多個時相有關的多個二維或三維組織圖像實施模式匹配處理而得到。在本實施方式中為了具體地進行說明，設採用通過對每個時相的B模式圖像進行模式匹配處理所生成的二維速度分布圖像。但是，並非限定於此的意思，還可以利用例如通過組織都卜勒法所生成的二維或三維的速度分布圖像。
(體積數據的取得)在後述的映射處理，需要例如與診斷對象(如今情況下為心臟)有關的TSI圖像的體積數據等。因此，本超聲波診斷裝置10具有用於取得TSI圖像的體積數據的若干功能。下面，就此功能進行說明。
圖2是表示用於取得TSI圖像的體積數據的第1方法，表示通過對實際包含診斷部位的三維區域進行掃描的體積掃描來取得體積數據的方法的圖。亦即，通過對實際包含診斷部位的三維區域使用了二維陣列探頭(亦即，超聲波振子呈矩陣狀排列的探頭)的體積掃描、或者利用藉助於機械或手工等方式使一維陣列探頭扇擺動作的體積掃描，就能夠取得體積數據。另外，通過連續地進行體積掃描就能夠對每個時相取得體積數據，通過使用了它們的TSI處理就能夠取得與診斷對象有關的每個時相的TSI圖像的體積數據。
圖3、圖4表示用於取得體積數據的第2方法。如各圖所示、例如對每個時相取得心腔2斷層(2-CH)、心尖長軸像(3-CH)、心腔4斷層(4-CH)這三個長軸斷層像，並進行使用了它們的TSI處理。通過插補處理與所得到的三個長軸斷層像有關的TSI圖像，就能夠對每個時相取得與診斷對象有關的TSI圖像的體積數據。
圖5、圖6表示用於取得體積數據的第3方法。如各圖所示、例如對每個時相取得心基部層面(Basal)、中央層面(Mid)、心尖部層面(Apex)這三個短軸斷層像，並進行使用了其的TSI處理。通過插補處理與所得到的三個短軸斷層像有關的TSI圖像，就能夠對每個時相取得與診斷對象有關的TSI圖像的體積數據。
此外，在對第1方法、第2以及第3方法進行了比較的情況下，根據裝置規格，第2及第3方法與第1方法相比空間分辨能力較差，另一方面，還有時間分辨能力較好的情況。在這種情況下就需要根據診斷目的來決定應當選擇哪種方法。另外，在第2及第3方法中，以基於三斷層的插補處理為例進行了說明。但是，並不拘泥於此，只要可以進行插補則通過攝影來取得的(設為插補處理的基礎)斷層像的數目是多少都可以。
(正交方向的映射處理)其次，就本超聲波診斷裝置1具有的正交方向的映射功能進行說明。此功能是在顯示二維斷層圖像的情況下，使用TSI圖像的體積數據(volume data)，將有關與斷層圖像正交的方向的運動信息對該斷層圖像附加顏色來進行映射(彩色映射ealor mapping)，並使其圖像化。據此，就可以在同一二維斷層圖像上觀察沿斷層圖像上的掃描線的方向的運動和與正交於該斷層圖像的方向有關的運動。
圖7、圖8是用於說明正交方向的映射功能的概念圖的一例。如圖7所示，通過使用例如與不同的三個長軸斷層圖像(參照圖3、圖4)有關的TSI圖像的插補處理，生成與診斷對象有關的體積數據V1。對此體積數據V1指定任意的短軸斷層面E1，同時使用體積數據V1將該短軸斷層面E1上的組織上各點的縮簡訊息根據例如與其應變大小相應的亮度進行彩色變換，生成映射圖像F1。通過將此映射圖像F1例如與短軸斷層面E1的通常超聲波圖像重疊起來進行顯示，就能夠在短軸斷層圖像中觀察縮簡訊息。
另外，圖9、圖10是用於說明正交方向的映射功能的概念圖的其他例子。如圖9所示，通過使用例如與不同的三個短軸斷層圖像(參照圖5、圖6)有關的TSI圖像的插補處理，生成與診斷對象有關的體積數據V2。對此體積數據V2指定任意的長軸斷層面E2，使用體積數據V2將該長軸斷層面E2上的組織上各點的增厚信息根據例如與其應變大小相應的亮度進行彩色變換，生成映射圖像F2。通過將此映射圖像F2例如與長軸斷層面E2的通常超聲波圖像重疊起來進行顯示，就能夠在長軸斷層圖像中觀察增厚信息。
按照上述各例的正交方向的映射處理是使用了與診斷對象的TSI圖像有關的體積數據的映射。與此TSI圖像有關的體積數據的取得可通過包含插補處理的已經說過的方法來進行。從而，根據本技術，如圖11上段所示那樣例如通過僅僅拍攝多個長軸(多個短軸)斷層圖像，就能夠如圖11下段所示那樣在短軸(長軸)斷層圖像上映射縮簡訊息並使其映像化。
(實施例1)其次，就本超聲波診斷裝置1的正交方向的映射處理中的動作進行說明。本實施例1以在短軸斷層圖像上映射應變的縮簡訊息的情況為例來進行說明。
圖12是表示在涉及本實施例的正交方向的映射處理中所執行的各處理的流程的流程圖。如該圖所示，首先，對TSI圖像的體積數據選擇任意的(所希望的)位置的短軸斷層(步驟S1)。
其次，映射處理單元24使用體積數據，取得與被指定的短軸斷層上存在的組織的各位置有關的長軸方向的緊縮(縮簡訊息)，對其進行諸如應變的強度及其濃度對應的彩色映射。通過此映射處理而生成映射圖像(步驟S2)。
其次，顯示控制單元17使與所指定的短軸斷層有關的通常超聲波圖像(短軸斷層像)和所生成的映射圖像重疊起來，並顯示在顯示單元18的畫面上(步驟S3)。
(實施例2)其次，就本超聲波診斷裝置1的正交方向的映射處理中的動作進行說明。本實施例2以在長軸斷層圖像上映射應變的增厚信息的情況為例來進行說明。
圖13是表示在涉及本實施例的正交方向的映射處理中所執行的各處理的流程的流程圖。如該圖所示，首先，對TSI圖像的體積數據選擇任意的(所希望的)位置的長軸斷層(步驟S11)。
其次，映射處理單元24使用體積數據，取得與被指定的長軸斷層上存在的組織的各位置有關的短軸方向的拉伸(增厚信息)，對其進行諸如應變的強度及其濃度對應的彩色映射。通過此映射處理而生成映射圖像(步驟S12)。
其次，顯示控制單元17使與所指定的長軸斷層有關的通常超聲波圖像(長軸斷層像)和所生成的映射圖像重疊起來，並顯示在顯示單元18的畫面上(步驟S13)。
根據如以上所述的構成，就能夠取得以下效果。
在本超聲波診斷裝置中，在顯示二維斷層圖像的情況下，將與正交於斷層圖像的方向有關的運動信息映射到該斷層圖像使其圖像化。由此，就可以得到以往無法取得的顯示信息，綜合地判斷被認為彼此正交呈不同的起序的縮簡訊息和增厚信息。其結果，在心臟的圖像診斷中，局部的心肌壁運動的把握就變得容易，能夠支援心肌梗塞等的診斷。
另外，根據本超聲波診斷裝置，通過例如使用了長軸(短軸)斷層圖像的TSI圖像的插補處理，生成與診斷對象的TSI圖像有關的體積數據。從而，例如通過僅拍攝多個長軸(多個短軸)斷層圖像，就可以在二維圖像上映射縮短(增厚)信息，並綜合地判斷縮簡訊息和增厚信息。其結果，就無需拍攝長軸斷層圖像及短軸斷層圖像兩者，能夠縮短圖像診斷中的作業時間，並能夠使做手術的醫生者及被檢查人員的負擔減輕。
(第2實施方式)其次，就本發明的第2實施方式進行說明。涉及本實施方式的超聲波診斷裝置1是要在任意的斷層圖像上同時映射縮簡訊息和增厚信息使其映像化。
圖14是涉及第2實施方式的超聲波診斷裝置10的構成圖。在與圖1的超聲波診斷裝置10進行了比較的情況下，還進一步具備跟蹤處理單元27這一點不同。此跟蹤處理單元27在例如通過B模式攝影所取得的每個時相的組織像中，進行二維或三維的斑點跟蹤(跟蹤處理)，以運算心肌的壁厚方向的增厚信息等。
圖15是用於說明本實施方式的映射處理的概念的圖。如圖15所示，通過已經說過的方法生成與診斷對象的TSI圖像有關的體積數據V，並使用它運算縮簡訊息。
其次，指定任意的短軸斷層像E1，並通過該短軸斷層內的黑白像的斑點跟蹤來運算壁方向的增厚信息。另外，與其並列指定任意的長軸斷層像E2，並通過該長軸斷層內的黑白像的斑點跟蹤來運算壁方向的增厚信息。
其次，通過將經過運算的縮簡訊息的拉伸分量設為紅色、將收縮分量設為藍色、將增厚信息的厚度增加分量設為綠色，在這樣分配了與運動相應的顏色後進行彩色變換，來生成映射圖像F1、F2。使所生成的各映射圖像重疊在背景的黑白圖像(短軸斷層像或者長軸斷層像)上進行顯示。
此外，在圖16的流程圖中表示以上的過程。
根據以上所述的構成，就能夠根據需要同時顯示映射了縮簡訊息的短軸斷層像、以及映射了增厚信息的長軸斷層像。從而，觀察者就能夠利用短軸斷層像及長軸斷層像兩者來觀察增厚信息和縮簡訊息，在心臟的圖像診斷中，局部的心肌壁運動的把握就變得容易，能夠恰當地支援心肌梗塞等的診斷。
(第3實施方式)在第1實施方式、第2實施方式中表示了將增厚信息、縮簡訊息設為運動信息的例子。但是，能夠用於本超聲波診斷裝置的映射功能的運動信息並不限定於增厚信息、縮簡訊息。因此，在本實施方式中就使用增厚信息及縮簡訊息以外的運動信息，來執行第1實施方式中所述的映射處理以及第2實施方式中所述的映射處理的例子進行說明。
涉及本實施方式的超聲波診斷裝置10具有與圖14大致相同的構成。下面，就使用了各運動信息的映射功能進行說明。
(運動信息扭轉運動)首先，一邊參照圖21、圖22一邊說明作為運動信息採用心臟壁的扭轉運動的狀態時的例子。當在顯示單元18所顯示的斷層圖像上指定計測圖像區域時，跟蹤處理單元27通過使用沿時間序列的構成多個體積數據的斷層圖像來執行內膜m1的二維跟蹤，運算以正交於心尖部短軸像G1的斷面的方向(心臟的長軸方向)為軸的內膜m1的旋轉角度(局部運動信息)(步驟S31)。同樣，對於乳頭肌短軸像G2及心基部短軸像G3也運算以心臟的長軸方向為軸的內膜m2、m3的旋轉角度(局部運動信息)(步驟S32)。此外，也可以取代內膜m1、m2、m3而運算外膜M1、M2、M3的旋轉角度。
此時，跟蹤處理單元27例如對於各時相，運算內膜m1、m2、m3的旋轉角度作為相對於在步驟S31中內膜m1等被輸入的時相(基準時相)旋轉角度。另外，也可以依次運算沿時間序列鄰接的幀(也就是連續的幀)中的內膜m1、m2、m3的旋轉角度。
TSI處理單元20運算內膜m1的旋轉角度與內膜m2的旋轉角度之差(相對旋轉角度)(步驟S33)。同樣，運算內膜m2的旋轉角度與內膜m3的旋轉角度之差(相對旋轉角度)(步驟S34)。
關於步驟S33、步驟S34的處理，一邊參照圖22一邊具體地進行說明。通過來自輸入單元25的規定的操作，例如將逆時針旋轉方向定義為正旋轉方向(+θ方向)。另外，設內膜m1的旋轉角度為θ1、內膜m2的旋轉角度為θ2、內膜m3的旋轉角度為θ3。
此時，步驟S33中所運算的相對旋轉角度Δθ12通過Δθ12＝θ1-θ2(或者θ2-θ1)被計算出來。另外，步驟S34中所運算的相對旋轉角度Δθ23通過Δθ23＝θ2-θ3(或者θ3-θ2)被計算出來。
步驟S33中所得到的相對旋轉角度Δθ12是反映心尖部短軸像G1的斷面位置與乳頭肌短軸像G2的斷面位置之間的心臟壁的扭轉運動狀態(大小)的信息。也就是，在相對旋轉角度Δθ12＝0(θ1＝θ2)的情況下，能夠認為在它們的斷面位置之間的任意位置、心臟壁沿同一方向以同一角度進行旋轉，沒有向旋轉方向的扭轉。
另一方面，在|Δθ12|≠0的情況下，在它們的斷面位置之間旋轉角度上就有差異，心臟壁向旋轉角度方向扭轉。相對旋轉角度Δθ12的絕對值越大此心臟壁的扭轉就變得越大。例如在θ1的符號和θ2的符號不同的情況下，亦即內膜m1的旋轉方向與內膜m2的旋轉方向相反的情況下，相對旋轉角度Δθ12的絕對值就變得比較大。
步驟S34中所得到的相對旋轉角度Δθ23同樣是反映乳頭肌短軸像G2的斷面位置與心基部短軸像G3的斷面位置之間的心臟壁的扭轉運動大小的信息。
映射處理單元24將步驟S33、步驟S34中所運算的相對旋轉角度Δθ12、Δθ23作為表示心臟壁的扭轉運動大小的運動信息，並將其例如對長軸斷層像等進行彩色映射而生成映射圖像。顯示控制單元17使此映射圖像與組織的形態圖像或者反映了規定的運動信息的映射圖像重疊起來進行顯示(步驟S35)。通過參照此被顯示的相對旋轉角度Δθ12、Δθ23，用戶就能夠把握心臟壁的扭轉運動大小。這裡，還能夠對於心臟壁的內膜及外膜分別運算相對旋轉角度，並基於這兩個相對旋轉角度來評價扭轉運動的大小(例如取得兩個相對旋轉角度的平均值等。)。
此外，通過對相對旋轉角度Δθ12用時間進行微分，就能夠求得內膜m1、m2之間的心臟壁的扭轉運動的速度。同樣，通過對相對旋轉角度Δθ23用時間進行微分，就能夠求得內膜m2、m3之間的心臟壁的扭轉運動的速度。而且，還可以構成為使它們的速度顯示在顯示部81中。這裡，「微分」是指通常的微分運算，並且還包含用求出相對旋轉角度的幀間的時間間隔對該相對旋轉角度進行除法運算的處理。
(運動信息相對旋轉斜度)一邊參照圖23、圖24一邊說明將心臟壁的相對旋轉斜度作為運動信息來取得時的處理。此相對旋轉斜度是表示心臟壁的扭轉運動程度的運動信息。
首先，跟蹤處理單元27分別運算心尖部短軸像G1的內膜m1的旋轉角度θ1、乳頭肌短軸像G2的內膜m2的旋轉角度θ2和心基部短軸像G3的內膜m3的旋轉角度θ3(步驟S41)。
其次，跟蹤處理單元27運算內膜m1的旋轉角度θ1與內膜m2的旋轉角度θ2的相對旋轉角度Δθ12(步驟S42)，內膜m2的旋轉角度θ2與內膜m3的旋轉角度θ3的相對旋轉角度Δθ23(步驟S43)。
跟蹤處理單元27運算心尖部短軸像G1與乳頭肌短軸像G2之間的距離d12(步驟S44)，乳頭肌短軸像G2與心基部短軸像G3之間的距離d23(步驟S45)。此距離d12、d23例如能夠基於在步驟S06之後由控制部23所求出的、心尖部短軸像G1、乳頭肌短軸像G2、心基部短軸像G3的斷面位置的坐標來進行運算。
其次，TSI處理單元20，如圖24所示，將步驟S42中所求出的相對旋轉角度Δθ12用步驟S44中所求出的距離d12進行相除，以運算內膜m1與內膜m2之間的相對旋轉斜度δθ12＝Δθ12/d12(步驟S46)。同樣，TSI處理單元20將步驟S43中所求出的相對旋轉角度Δθ23用步驟S45中所求出的距離d23進行相除，以運算內膜m2與內膜m3之間的相對旋轉斜度δθ23＝Δθ23/d23(步驟S47)。
映射處理單元20將步驟S46、步驟S47中所運算的相對旋轉斜度δθ12、δθ23作為表示心臟壁的扭轉運動程度的運動信息，並通過將其例如對長軸斷層像等進行彩色映射而生成映射圖像。顯示控制單元17使此映射圖像與組織的形態圖像或者規定的運動信息被映射後的映射圖像重疊起來進行顯示(步驟S48)。
相對旋轉斜度δθ12表示心尖部層面的內膜與乳頭肌層面的內膜之間的每個單位距離的扭轉大小。另外，相對旋轉斜度δθ23表示乳頭肌層面的內膜與心基部層面的內膜之間的每個單位距離的扭轉大小。也就是，相對旋轉斜度δθ12、δθ23是反映了心臟壁(內膜)的扭轉程度的運動信息。用戶通過參照所顯示的相對旋轉斜度δθ12、δθ23就能夠把握心臟壁的扭轉運動的程度。此外，關於心臟壁的內膜及外膜也能夠分別運算相對旋轉斜度，並基於這兩個相對旋轉斜度來評價扭轉運動的程度(例如，取兩個相對旋轉斜度的平均值等。)。
(運動信息長軸方向的變形)一邊參照圖25、圖26一邊說明將心臟壁的長軸方向的變形作為運動信息來取得時的處理。此變形是表示心臟壁的應變大小的程度的信息，表示心臟壁的應變狀態。
首先，跟蹤處理單元27對內膜m1、內膜m2、內膜m3分別運算指定了計測圖像區域的斷層圖像的三維變位(Δx1、Δy1、Δz1)、(Δx2、Δy2、Δz2)、(Δx3、Δy3、Δz3)(步驟S51)，並分別從它們的三維變位抽取向Z方向(長軸方向)的變位Δz1、Δz2、Δz3(步驟S52)。
其次，跟蹤處理單元27運算心尖部層面與乳頭肌層面之間的心臟壁的伸縮Δz12＝Δz1-Δz2(步驟S53)，運算乳頭肌層面與心基部層面之間的心臟壁的伸縮Δz23＝Δz2-Δz3(步驟S54)。
另外，跟蹤處理單元27對指定了計測圖像區域的心尖部短軸像G1、乳頭肌短軸像G2、心基部短軸像G3，運算心尖部短軸像G1與乳頭肌短軸像G2之間的距離d12(步驟S55)，乳頭肌短軸像G2與心基部短軸像G3之間的距離d23(步驟S56)。
TSI處理單元20通過將步驟S53中經過運算的伸縮Δz12用步驟S45中經過運算的距離d12相除，來運算心尖部層面與乳頭肌層面之間的長軸方向的變形δz12＝Δz12/d12(步驟S57)。另外，TSI處理單元20通過將步驟S44中經過運算的伸縮Δz23用步驟S46中經過運算的距離d23相除，來運算乳頭肌層面與心基部層面之間的長軸方向的變形δz23＝Δz23/d23(步驟S58)。
映射處理單元20將步驟S57、步驟S58中所運算的心臟壁的變形δz12、δz23作為表示心臟壁的變形大小的運動信息，並通過將其例如對短軸斷層像等進行彩色映射而生成映射圖像。顯示控制單元17使此映射圖像與組織的形態圖像或者規定的運動信息被映射後的映射圖像重疊起來進行顯示(步驟S59)。用戶通過參照所顯示的心臟壁的變形δz12、δz23就能夠把握心臟壁的應變大小。
此外，關於心臟壁的內膜及外膜也能夠分別運算變形，並基於這兩個變形的值來評價應變的大小(例如，取兩個變形的值的平均值等。)。
(運動信息長軸方向的變形速率)對將心臟壁的長軸方向的變形速率作為運動信息來取得時的處理進行說明。此變形速率是表示心臟壁的應變(變形)的時間變化率的信息，表示心臟壁的應變狀態。
在求解變形速率的情況下，進行與圖25的流程圖的步驟S51～S58同樣的處理，運算心尖部層面與乳頭肌層面之間的長軸方向的變形δz12、乳頭肌層面與心基部層面之間的長軸方向的變形δz23。
這裡，變形δz12、變形δz23是對兩個時相t1、t2的心尖部短軸像G1、乳頭肌短軸像G2、心基部短軸像G3進行運算而得到。TSI處理單元20通過將變形δz12用時間間隔Δt＝|t1-t2|相除來運算心尖部層面與乳頭肌層面之間的長軸方向的變形速率。另外，通過將變形δz23用時間間隔Δt相除來運算乳頭肌層面與心基部層面之間的長軸方向的變形速率。此外，還可以通過執行通常的微分運算，從變形計算出變形速率。
映射處理單元20將所運算的心臟壁的變形速率δz12/Δt、δz23/Δt作為表示心臟壁的變形的時間變化率的運動信息，並通過將其例如對短軸斷層像等進行彩色映射而生成映射圖像。顯示控制單元17使此映射圖像與組織的形態圖像或者規定的運動信息被映射後的映射圖像重疊起來進行顯示。用戶通過參照所顯示的心臟壁的變形速率就能夠把握心臟壁的應變的時間變化率。
此外，對心臟壁的內膜及外膜也能夠分別運算變形速率，並基於這兩個變形速率的值來評價應變的時間變化率(例如，取兩個變形速率的值的平均值等。)。
根據以上所述的構成，即使在使用了扭轉信息等運動信息的情況下，也能夠實現第1實施方式中所述的映射處理以及第2實施方式中所述的映射處理。
此外，本發明並非原封不動地限定於上述實施方式，在實施階段在脫離其主要精神的範圍內能夠變形構成要素使其具體化。作為具體的變形例，例如有如下面那樣的例子。
(1)在上述各實施方式中，採用使映射圖像與該斷面的黑白像重疊起來進行顯示的構成。與此相對，還可以生成對一張短軸斷層像或長軸斷層像映射了增厚信息和縮簡訊息兩者的映射圖像，並將其進行顯示。在此情況下，如圖17所示那樣，例如在增厚信息和縮簡訊息上分配不同的色相，並根據與其應變的強度相應的濃度將其進行顯示即可。
(2)在上述各實施方式中，是生成並顯示用於對增厚信息或縮簡訊息進行色相顯示的映射圖像的構成。與此相對，還可以如圖18、圖19所示那樣，例如將映射圖像上的心臟組織分割成小區域，對該每個小區域使其運動信息數值化來進行顯示。
另外，通過上述實施方式所公開的多個構成要素的適宜組合就能夠形成各種各樣的發明。例如，還可以從實施方式所示的全部構成要素刪除幾個構成要素。進而，還可以將涉及不同的實施方式的構成要素適宜進行組合。
(3)在上述各實施方式中，為了使說明具體化，說明了使用通過三維掃描等取得的體積數據來生成與診斷對象有關的TSI圖像的體積數據，並使用了它的正交方向的映射處理。但是，正交方向的映射處理未必一定需要與診斷對象有關的TSI圖像的體積數據。亦即，本正交方向的映射處理，只要在為了生成映射圖像而選擇的短軸斷層像或長軸斷層像上所顯示的組織的各點中，有可以取得關於與該斷層面正交的方向的運動信息的圖像數據即可。
從而，如圖20所示那樣，例如通過包含為了生成映射圖像而選擇的斷層像E1、在與該斷層像正交的方向上具有一定的厚度的圖像數據v，也能夠實現本正交方向的映射處理。此外，在取得此圖像數據v的情況下，只要取得與斷層像E1大致正交的多個斷層像來進行已經說過的插補處理、或者至少對與該圖像數據v對應的區域進行超聲波掃描就足夠。
(4)在上述各實施方式中，以利用TSI圖像的情況為例進行了說明。但是，並不拘泥於此，只要是與組織的運動信息有關的圖像就能夠適用本正交方向的映射處理。從而，例如即便使用組織都卜勒圖像，本正交方向的映射處理也可以實施，並能夠取得同樣的效果。
(5)在上述各實施方式中，說明了將通過映射處理所得到的映射圖像與其他圖像重疊起來進行顯示的例子。但是，並不拘泥於此，還可以使用通過映射處理所得到的多個映射圖像來生成投影圖像(例如，體積再現圖像、表面再現圖像、基於極坐標等的展開圖像)，並對其進行顯示。
權利要求
1.一種超聲波診斷裝置，其特徵在於，具備運動信息生成單元，生成包含第一方向分量的組織的運動信息；二維圖像生成單元，生成與不平行於上述第一方向的面有關的二維圖像；映射圖像生成單元，通過對上述二維圖像映射上述運動信息而生成映射圖像；以及顯示單元，顯示上述映射圖像。
2.按照權利要求1所述的超聲波診斷裝置，其特徵在於上述運動信息生成單元生成與組織的三維活動有關的運動信息，上述二維圖像生成單元從與組織的形態有關的三維數據生成上述二維圖像。
3.按照權利要求1所述的超聲波診斷裝置，其特徵在於上述運動信息生成單元生成與心臟的短軸斷層上的心組織的長軸方向有關的運動信息，上述二維圖像生成單元生成與上述短軸斷層面有關的二維圖像。
4.按照權利要求1所述的超聲波診斷裝置，其特徵在於上述運動信息生成單元生成與心臟的長軸斷層上的心組織的短軸方向有關的運動信息，上述二維圖像生成單元生成與上述長軸斷層面有關的二維圖像。
5.按照權利要求1所述的超聲波診斷裝置，其特徵在於上述運動信息是與心臟組織的扭轉運動有關的信息、與心臟組織的相對旋轉斜度有關的信息、與心臟組織的應變或應變率有關的信息、與心臟組織的變位有關的信息中的某一個。
6.按照權利要求1所述的超聲波診斷裝置，其特徵在於上述運動信息生成單元生成通過對被檢測體進行三維掃描所生成的三維運動信息、和通過基於多個二維掃描的插補處理所生成的運動信息中的某一個。
7.按照權利要求1所述的超聲波診斷裝置，其特徵在於上述顯示單元通過以對應於由上述運動信息所決定的運動程度的方式而分配了規定的色彩亮度的彩色映射來顯示上述映射圖像。
8.按照權利要求1所述的超聲波診斷裝置，其特徵在於上述顯示單元將上述映射圖像上的心臟組織分割成小區域，並按該每個小區域將其運動信息數值化來進行顯示。
9.按照權利要求1所述的超聲波診斷裝置，其特徵在於上述二維圖像生成單元生成與不平行於上述第一方向的多個面有關的二維圖像，上述映射圖像生成單元對與上述多個面有關的二維圖像映射上述運動信息來生成多個映射圖像，上述顯示單元生成並顯示基於上述多個映射圖像的投影圖像。
10.一種超聲波診斷裝置，其特徵在於，具備計算單元，計算與組織的三維活動有關的參數；圖像生成單元，從三維數據生成二維圖像；以及顯示單元，將計算出的上述參數與所生成的上述二維圖像一起進行顯示。
11.一種超聲波圖像處理方法，其特徵在於，具備以下步驟生成包含第一方向分量的組織的運動信息；生成與不平行於上述第一方向的面有關的二維圖像；通過對上述二維圖像映射上述運動信息而生成映射圖像；以及顯示上述映射圖像。
12.按照權利要求11所述的超聲波圖像處理方法，其特徵在於在上述運動信息生成中生成與組織的三維活動有關的運動信息，在上述二維圖像生成中從與組織的形態有關的三維數據生成上述二維圖像。
13.按照權利要求11所述的超聲波圖像處理方法，其特徵在於在上述運動信息生成中生成與心臟的短軸斷層上的心組織的長軸方向有關的運動信息，在上述二維圖像生成中生成與上述短軸斷層面有關的二維圖像。
14.按照權利要求11所述的超聲波圖像處理方法，其特徵在於在上述運動信息生成中生成與心臟的長軸斷層上的心組織的短軸方向有關的運動信息，在上述二維圖像生成中生成與上述長軸斷層面有關的二維圖像。
15.按照權利要求11所述的超聲波圖像處理方法，其特徵在於上述運動信息是與心臟組織的扭轉運動有關的信息、與心臟組織的相對旋轉斜度有關的信息、與心臟組織的應變或應變率有關的信息、與心臟組織的變位有關的信息中的某一個。
16.按照權利要求11所述的超聲波圖像處理方法，其特徵在於在上述運動信息生成中生成通過對被檢測體進行三維掃描所生成的三維運動信息、和通過基於多個二維掃描的插補處理所生成的運動信息中的某一個。
17.按照權利要求11所述的超聲波圖像處理方法，其特徵在於在上述顯示中通過以對應於由上述運動信息所決定的運動程度的方式而分配了規定的色彩亮度的彩色映射來顯示上述映射圖像。
18.按照權利要求11所述的超聲波圖像處理方法，其特徵在於在上述顯示中將上述映射圖像上的心臟組織分割成小區域，並按該每個小區域將其運動信息數值化來進行顯示。
19.按照權利要求11所述的超聲波圖像處理方法，其特徵在於在上述二維圖像生成中生成與不平行於上述第一方向的多個面有關的二維圖像，在上述映射中對與上述多個面有關的二維圖像映射上述運動信息來生成多個映射圖像，在上述顯示中生成並顯示基於上述多個映射圖像的投影圖像。
20.一種超聲波圖像處理方法，其特徵在於，具備以下步驟計算與組織的三維活動有關的參數；從三維數據生成二維圖像；以及將計算出的上述參數與所生成的上述二維圖像一起進行顯示。
全文摘要
一種超聲波診斷裝置以及超聲波圖像處理方法，在顯示二維斷層圖像的情況下，使用TSI圖像的體積數據將有關與斷層圖像正交的方向的運動信息，對該斷層圖像附加顏色進行映射來使之圖像化。例如，對短軸斷層像上的心臟組織的各點，通過使用TSI圖像的體積數據將縮簡訊息進行彩色映射而生成映射圖像。通過將該映射圖像與原來的短軸斷層像重疊來進行顯示，即便在拍攝短軸斷層像來觀察的情況下也能夠同時觀察縮簡訊息。
文檔編號A61B8/00GK1895176SQ20061010636
公開日2007年1月17日 申請日期2006年7月14日 優先權日2005年7月15日
發明者阿部康彥, 川岸哲也 申請人:株式會社東芝, 東芝醫療系統株式會社