超聲波診斷裝置及其控制方法

2023-07-25 13:47:51

專利名稱：超聲波診斷裝置及其控制方法
技術領域：
本發明涉及超聲波診斷裝置及其控制方法，特別涉及使用根據心電信號等生成的觸發信號，通過超聲波對被檢體內進行三維掃描的超聲波診斷裝置及其控制方法。
背景技術：
近年來，可以將三維圖像顯示成運動圖像的超聲波診斷裝置的開發得到了急速發展，與以往的二維圖像相比能夠以高解析度來顯示寬範圍的診斷圖像。
但是，由於超聲波診斷裝置利用在生物體內傳播的超聲波來生成診斷圖像，所以即使是三維超聲波診斷裝置，在發送超聲波脈衝之後至接收到來自生物體內的反射波為止的時間也與二維超聲波診斷裝置基本上相同。因此，如果想要以高解析度對生物體內的三維空間範圍
進行掃描，則掃描束的波位(beam position)數量變多，與二維超聲波診斷裝置相比，在三維超聲波診斷裝置中，掃描規定範圍所需的時間一般更長。即、如果假設相同的空間解析度，則原理上由三維超聲波診斷裝置得到的三維圖像的幀頻(三維圖像的更新頻率)低於由二維超聲波診斷裝置得到的二維圖像的幀頻。
為了解決該問題以往以來研究了各種手法(參照美國專利第6,544， 175號、特開2007-20908號等)。基本的想法是將成為診斷對象的全部範圍(以下稱為全容積(full volume))分割成多個小區域(以下稱為子容積(sub volume))，將以高的幀頻對子容積的三維空間進行掃描而得的圖像數據接合，得到全容積的三維圖像。在該方法中，子容積的觀測時刻針對每個子容積而不同，所以關於子容積的接合確保空間連續性變得重要。另一方面，對於診斷部位，因呼吸、心臟的跳動，其診斷對象部
位發生變動。因此，例如在美國專利第6， 544, 175號等中，公開出與心臟的運動同步地取得子容積內的多個圖像數據的技術。美國專利第6， 544, 175號等所公開的技術涉及實時地生成心臟的三維圖像作為運動圖像的技術，其概略如下所述。
將心電圖的信號、即ECG ( Electro Cardio Gram )信號用作與心臟的運動同步的信號。更具體而言，將在心臟的擴張末期發生的R波信號用作ECG觸發信號。
將希望觀測的心臟的三維區域全體(全容積)分割成四個子容積，針對每個子容積，在與上述ECG觸發信號同步的定時收集一個心拍的圖像數據。該一個心拍的圖像數據由多個幀圖像構成。例如，通過在每個心拍(在ECG觸發信號的每個周期)反覆掃描20次同一子容積，在同一子容積中收集20張幀圖像。在該情況下，如果將心拍的周期假設成一秒，則針對每個子容積得到的圖像數據的幀頻成為20印s(frames per second,幀數/秒)，成為對將心臟的運動捕捉成運動圖像基本充分的值。
另一方面，當對在各子容積中得到的圖像數據進行接合而合成全容積的圖像數據時，從在子容積中得到的多個幀圖像中，從各個子容積抽出並接合相同"時相"的幀圖像，生成全容積的幀圖像。此處，"時相"是指以ECG觸發信號的發生時刻為基準的延遲量。通常，心臟的收縮、擴張的運動成為與ECG觸發信號同步而具有周期性的運動。因此，如果從各個子容積抽出相同"時相"的幀圖像並將這些接合，則子容積間的空間連續性基本被確保。實際上，從與ECG觸發信號接近的一方按照反覆掃描的順序分配"時相序號"，接合從相同"時相序號"的掃描得到的幀圖像而合成全容積的圖像。例如，在將全容積分割成四個子容積A、 B、 C、以及D，並對各子容積反覆掃描20次的情況下，針對每個子容積得到從"時相序號0"到"時相序號19"的20張幀圖像。然後，通過從子容積A、 B、 C、以及D抽出並接合相同"時相序號"的幀圖像，合成與該"時相序號"對應的全容積的圖像。該接合是針對每個"時相序號"進行的，合成從"時相序號0"到"時相序號19，，的全容積圖像。其結果，針對每個ECG觸發信號，所接合的全容積的幀圖像的數量也成為20張，全容積圖像的幀頻成為與子容積的幀頻相同的值。即，例如可以生成具有20fps的幀頻的全容積的運動圖像。
如上所述，在美國專利第6， 544， 175號等所公開的以往技術中，按照每個ECG觸發信號多次反覆掃描一個子容積內，通過一次掃描得到一個幀圖像(子容積的幀圖像)。此處，在開始進行利用三維圖像的診斷之前，根據ECG觸發信號的周期，預先決定子容積內的反覆掃描數。
但是，人的心拍周期未必恆定，即使是健康的人，也存在10%左右的變動。在具有脈率不齊等疾病的患者的情況下其變動量進一步變大。因此ECG觸發信號的周期也伴隨心拍周期的變動而並非恆定。
其結果，在開始診斷前決定的子容積內的反覆掃描數未必是恆定的。例如，即使在診斷開始之前決定的子容積內的反覆掃描數N是20，但實際上當開始診斷，由於心拍周期的變動，反覆掃描數N減少至18、或增加至22那樣地變動。因此，有可能存在即使想要接合相同時相序號的幀圖像但也無法取得與該時相序號相應的掃描數據的子容積。
例如，在子容積A的掃描期間中，心拍周期短而僅能夠直到時相序號18為止取得掃描數據，之後心拍周期延長而在剩餘的子容積B、C、 D中能夠取得直到時相序號20為止的掃描數據。在該情況下，即使已接合了時相序號19、 20的幀圖像而合成了全容積圖像，但由於關於子容積A不存在時相序號19、 20的幀圖像，所以無法確保作為全容積全體的空間連續性。另外，在著眼於子容積A的情況下，有可能發生如下現象由於心拍周期變動，所以能夠取得的最大的時相序號變動，有時僅能夠取得直到時相序號18為止的掃描數據，有時能夠取得直到時相序號20為止的掃描數據。其結果，在看作運動圖像時，無法確保關於子容積A的時間連續性。
這樣，在美國專利第6， 544， 175號等公開的以往技術中，起因於心拍周期的變動，無法確保空間或時間連續性而成為不連續且模糊
8不清的圖像，甚至在進行圖像診斷時有時造成障礙。

發明內容
本發明是鑑於上述情況而完成的，其目的在於提供一種超聲波診斷裝置及其控制方法，即使存在心拍周期的變動也可以防止或降低合成圖像的空間、時間不連續性。
為了解決上述課題，本發明的一個方式的超聲波診斷裝置的特徵
在於，具備超聲波探測器，沿著主掃描方向以及副掃描方向掃描超聲波束並收集來自被檢體內的反射信號；掃描控制部，從外部輸入按照每個心拍的周期所輸出的觸發信號，對於將上述被檢體的希望的診斷區域分割成規定數量而得到的分割區域的各個，在從上述觸發信號到下一個觸發信號為止的期間，多次反覆掃描上述超聲波束；存儲部，將按照上述反覆掃描的順序以及上述分割區域的排列順序所收集到的上述反射信號變換成圖像顯示用數據，存儲對上述診斷區域全體進行多次掃描的期間量的上述圖像顯示用數據；以及圖像生成部，從存儲在上述存儲部中的上述圖像顯示用數據中，不拘束於所取得的時間順序而按照上述分割區域的空間排列順序選擇分割區域，從所選擇出的各分割區域的上述圖像顯示用數據中，取出並接合反覆掃描的順序相同的圖像顯示用數據，生成並更新上述診斷區域全體的圖像。
另外，本發明的另一方面的超聲波診斷裝置的控制方法的特徵在於，具備如下步驟(a)沿著主掃描方向以及副掃描方向掃描超聲波束並收集來自被檢體內的反射信號；(b)從外部輸入按照每個心拍的周期輸出的觸發信號；(c)對於將上述被檢體的希望的診斷區域分割成規定數量而得到的分割區域的各個，在從上述觸發信號到下一個觸發信號為止的期間，多次反覆掃描上述超聲波束；(d)將按照上述反覆掃描的順序以及上述分割區域的排列順序收集到的上述反射信號變換成圖像顯示用數據，存儲對上述診斷區域全體進行多次掃描的期間量的上述圖像顯示用數據；以及(e)從所存儲的上述圖像顯示用數據中，不拘束於所取得的時間順序而按照上述分割區域的空間排列順序選擇分割區域，從所選擇出的各分割區域的上述圖像顯示用數據中，取出並接合反覆掃描的順序相同的圖像顯示用數據，生成並更新上述診斷區域全體的圖像。


圖l是示意地示出三維超聲波診斷裝置的束掃描的圖。
圖2是示出本發明的超聲波診斷裝置的結構例子的框圖。圖3是觸發性(triggered )三維診斷模式的一般動作概念說明圖。圖4是全容積圖像的合成方法(第一方法)的說明圖。圖5是第一方法的第一變形例子的說明圖。圖6是第一方法的第二變形例子的說明圖。圖7是第一方法的第三變形例子的說明圖。圖8是全容積圖像的合成方法(第二方法)的第一說明圖。圖9是全容積圖像的合成方法(第二方法)的第二說明圖。圖10是示出全容積圖像的組合候補的顯示、選擇單元的 一 個例子的圖。
具體實施例方式
參照附圖對本發明的超聲波診斷裝置及其控制方法的實施方式進行說明。
(1)整體以及結構
圖l是示意地示出本實施方式的超聲波診斷裝置1的超聲波束的掃描狀況的圖。超聲波診斷裝置1利用二維地排列有多個超聲波振子11的超聲波探測器10形成細的超聲波束。朝向被檢體的希望的診斷區域放射該超聲波束，沿著主掃描方向以及副掃描方向電子地掃描診斷區域的範圍。從診斷區域的反射信號，得到主掃描方向、副掃描方向、以及距離方向的三維信息。
一維地排列有超聲波振子的以往的 一維超聲波探測器的掃描範圍為平面狀的範圍，與此相對，本實施方式那樣的二維超聲波探測器10的掃描範圍成為三維的立體範圍。另外，由於掃描細的束寬度的超聲波束，所以可以從更寬範圍的診斷區域取得高解析度的三維信息。可以根據所取得的三維信息，生成從任意方向觀察的三維圖像或在任意的斷面切取的斷面圖〗象。
另一方面，由於沿著主掃描方向和副掃描方向掃描超聲波束，所以對診斷區域全體(全容積)進行掃描的波位數相對平面狀的掃描範圍大幅增加。其結果，如果單純地對全容積的範圍從端到端依次掃描，則對全容積進行一次掃描的時間增加。因此，全容積圖像的幀頻變低。
因此，如上所述，在本實施方式的超聲波診斷裝置1中，採用如
下方法將全容積分割成多個(例如四個)子容積，以高的幀頻(例如20fps )對各個子容積進行掃描，將從各個子容積得到的幀圖像合起來接合，合成全容積的幀圖像。全容積圖像的幀頻也可以實現與子容積的幀頻相同的高的幀頻(例如20fps)，所以針對心臟那樣的存在運動的診斷區域也可以實時地生成三維運動圖像。
圖2是示出超聲波診斷裝置1的結構例子的圖。超聲波診斷裝置l例如構成為具備超聲波探測器10、發送接收部20、信號處理部30、圖像生成部40、顯示部50、系統控制部60、掃描控制部70、操作部80、心電計100等。
超聲波探測器10具備格子狀排列的多個超聲波振子11,根據從發送接收部20的發送部21輸出的發送脈衝信號生成超聲波脈衝，發送到被檢體。另外，將從被檢體反射來的超聲波反射信號變換成電信號，輸出到發送接收部20的接收部22。進而，根據從掃描控制部70輸出的束掃描控制信號，沿著主掃描方向以及副掃描方向掃描超聲波束。
在發送接收部20的發送部21中，根據由掃描控制部70生成的定時信號生成向各超聲波振子ll供給的發送脈衝。另外，為了同樣地根據由掃描控制部70生成的束掃描控制信號確定發送用的超聲波束的掃描方向而設定各發送脈衝的延遲量等。
在發送接收部20的接收部22中，對從各超聲波振子11輸出的來自被檢體的反射信號進行放大並從模擬信號變換成數位訊號。另外，
根據由掃描控制部70生成的束掃描控制信號，對各超聲波振子11的 反射信號設定了用於決定接收用的超聲波束的掃描方向的延遲量之後 進行加法運算，向信號處理部30輸出加法運算後的信號作為進行了束 形成的反射信號。
在信號處理部30中，對從接收部22輸出的反射信號實施濾波處 理等信號處理，輸出到圖像生成部40。
圖像生成部40作為其內部結構具有存儲部41。在圖像生成部40 中，對信號處理後的反射信號進行變換而生成子容積圖像(圖像顯示 用數據)，所生成的子容積圖像被依次臨時存儲到存儲部41。存儲部 41具有存儲對全容積全體進行多次以上(例如四次以上)掃描的期間 量的圖像顯示用數據的存儲容量。
在本實施方式的超聲波診斷裝置1中，進行從存儲在存儲部41 中的子容積圖像合成全容積的三維圖像數據的處理。此時，不拘束於 存儲在存儲部41中的順序、即掃描的時間順序，而從與同一子容積對 應的多個子容積圖像中，選擇在合成全容積圖像時使空間連續性變高 那樣的子容積圖像。對於細節，在後面敘述。
進而，在圖像生成部40中，對所合成的全容積的三維圖像數據進 行繪製(rendering)處理等，生成從任意的角度觀察的三維圖《象或在 任意的面切斷的斷面圖像等並輸出到顯示部50。三維圖像數據可以提 供例如每20fps的幀時間被更新的運動圖像。在診斷中可以實時地向 顯示部50輸出運動圖像，但還可以將圖像數據暫時保存到恰當的存儲 器並在診斷之後離線地輸出運動圖像、或者切出運動圖像的一部分而 輸出靜止圖像。
顯示部50是例如由液晶顯示器裝置等構成的顯示設備，顯示從圖 像生成部40輸出的圖像。
操作部80是所謂人機接口 ，可以對超聲波診斷裝置1設定各種診 斷模式、隨付診斷模式的各種參數。本實施方式的超聲波診斷裝置1 的特徵在於能夠根據ECG觸發信號將跳動的心臟的運動顯示成三維
12運動圖像的診斷模式(以下稱為觸發性三維診斷模式)，但在自以往
就存在的二維診斷模式下也能夠動作。經由操作部80進行這些診斷模 式的設定、切換。
在系統控制部60中，根據使用操作部80設定的診斷模式、各種 參數，進行超聲波診斷裝置1整體的控制。
在掃描控制部70中，進行與診斷模式對應的超聲波束的束管理和 發送接收的定時管理。特別，在觸發性三維診斷模式中，根據從心電 計100輸出的ECG信號(R波)生成觸發信號，與該觸發信號同步 地決定每個子容積的束掃描位置(主掃描方向以及副掃描方向)、與 子容積內的反覆掃描相關的諸元，輸出到發送接收部20、圖像生成部 40。另外，決定超聲波束的發送脈衝反覆周期(prf: pulse repetition frequency)等的發送脈衝諸元，由掃描控制部70還生成基於發送脈 衝諸元的各種定時信號。
(2)觸發性三維診斷模式的動作
對如上所述構成的超聲波診斷裝置1的動作、特別是觸發性三維 掃描診斷模式的動作進行說明。
圖3是說明觸發性三維診斷模式的動作原理的圖，例如是專利文 獻1等公開的技術。觸發性三維診斷模式是主要以心臟為診斷對象， 將根椐跳動而變化的心臟的運動顯示成三維運動圖像的診斷模式。在 觸發性三維診斷模式中，從心電計IOO輸入根據患者的心臟的跳動而 變化的心電圖信號(ECG信號)，生成被稱為ECG觸發信號的脈衝 信號，作為ECG信號，多使用在心臟的擴張末期附近輸出的脈衝狀 的R波的信號(參照圖3 (a))。向掃描控制部70輸入該ECG信 號，應用恰當的閾值生成ECG觸發信號(參照圖3(b) ) 。 ECG觸 發信號是與跳動同步的信號，在心拍為每秒60次的情況下，ECG觸 發信號的周期成為一秒。
在觸發性三維診斷模式中，將診斷區域全體(全容積)分割成多 個子容積(分割區域)，按照每個ECG觸發信號掃描各子容積。例 如，如圖3(f)例示，將全容積分割成四個子容積A、 B、 C以及D。
13然後，根據ECG觸發信號的觸發O、 1、 2、 3的輸入，按照子容積A、 B、 C、以及D的順序進行掃描。
此時，對各子容積不只進行一次掃描，而是反覆多次(N次)進 行掃描。圖3示出進行四次(N-4)的反覆掃描的例子。針對各子容 積的一次掃描時間T如後所述那樣對應於運動圖像的幀時間(幀頻的 倒數)，所以為了得到平滑的運動的運動圖像，例如優選為50ms(= 1/20fps)左右或其以下。如果將ECG觸發信號的周期假設成一秒， 另外將一次掃描時間假設成上述50ms，則每個子容積的反覆掃描數N 成為20。在圖3中，為便於說明，示出將每個子容積的反覆掃描數N ^沒為4時的例子。
即使在對相同子容積進行反覆掃描的情況下，由於心臟周期性地 跳動，所以如果來自ECG觸發的延遲時間、即時相不同，則根據各 反覆掃描生成的圖像數據也不同。
圖3 (c)所示的時相序號是以一次掃描時間的單位來劃分時相， 並從靠近ECG觸發信號的一側開始將序號附加成"O"、 "1"、 "2"、 "3"。 在圖3 (d)中，將該時相序號"0"、 "1"、 "2"、以及"3"與子容積A、 B、 C以及D關聯成"AO" ~ "A3"、 "BO" ~ "B3"、 "CO" ~ "C3"、 "DO" ~ "D3"，按照時序排列了超聲波束的掃描順序。
從信號處理部30向圖像生成部40根據該掃描順序實時地輸出被 信號處理後的來自被檢體的反射信號。
圖3 (e)是示出由圖像生成部40進行的全容積的合成方法的圖。 圖3 (e)是示出在以往的觸發性三維診斷模式中通常進行的合成方法 的圖。在本實施方式的超聲波診斷裝置1中，如後所述，改善該合成 方法，但此處，首先對從以往進行的通常的合成方法的概念進行說明。
在圖像生成部40中，從用時相序號識別的各子容積的數據中抽出 相同時相序號的數據，用子容積A、 B、 C以及D接合併合成。即使 是相同時相序號的子容積數據，實際上取得它們的時刻分別相異ECG 觸發信號的周期量。但是，心臟的形狀的變化具有與ECG觸發信號 的周期相同的周期性，所以接合相同時相序號的子容積而得到的全容積圖像的空間連續性基本上得以確保。
在取得了與時相序號0對應的子容積"DO"數據的時刻，已經取得 了子容積"AO"、 "B0"、 "CO"的數據，在該階段生成與時相序號0對 應的全容積的圖像。
接下來，在取得了與時相序號1對應的子容積"D1"數據的時刻， 已經取得了子容積"A1"、 "B1"、 "C1"的數據，生成與時相序號1對 應的全容積的圖像。以下同樣地，生成時相序號2以及3的全容積的 圖像。
如果子容積D的掃描"D3"結束，則返回到子容積A而進行掃描。 此時，最初得到的掃描數據"AO"被置換成前一個生成的時相序號0的 全容積的"AO"，新的時相序號0的全容積圖傳3皮更新。
這樣，以每個子容積的一次掃描時間T的單位生成或者更新全容 積圖像。
其意味著，即使全容積全體的掃描時間實際上長，也可以看作恰 如以子容積的一次掃描時間對全容積全體進行了掃描。即，其意味著， 可以使子容積圖像的幀頻與全容積圖像的幀頻擬相同(準相同)。
例如，在通常的方法中，全容積圖像的幀頻由於掃描時間的制約 而僅達到5印s。即使在該情況下，通過將全容積分割成四個子容積， 從而使各子容積的掃描時間成為全容積的1/4，作為子容積圖像的幀 頻，得到四倍的量、即20fps。在觸發性三維診斷模式中，由於子容積 圖像的幀頻直接成為全容積圖像的幀頻，所以如果與通常的方法相比， 則得到四倍高的幀頻。
這樣，在觸發性三維診斷模式中，由於對於寬的三維診斷區域， 也以高的幀頻得到高解析度的圖像，所以對於心臟那樣的存在運動的 診斷對象，也可以生成實時的運動圖像。
然而， 一般人的心拍的周期未必恆定。即使是健康的人，也存在 10%左右的心拍周期的變動。在具有心臟疾病的患者的情況下，心拍 周期的變動進一步變大。
如上所述，如果心拍周期的變動變大，則關於時相序號大的子容積圖像(與緊接ECG觸發信號之前接近的時相的子容積圖像)，即 使想要接合相同時相序號的子容積圖像來合成全容積圖像，也存在相 同時相序號不齊備的可能性。
另外，為了即使取得時刻不同也可以通過接合相同時相序號的子 容積圖像而確保全容積圖像的空間連續性，需要各子容積圖像取得時 的心拍周期大致恆定這樣的前提。因此，假設即使相同時相序號的子 容積圖像齊備，如果各子容積圖像取得時的心拍周期分別較大地不同， 則在合成時也無法確保全容積圖像的空間連續性。其原因為，如果心 拍周期分別較大地不同，則即使是相同時相序號，心臟的收縮和擴張 的狀態在各個子容積中也不同。
(3)全容積圖像的合成方法(第一方法)
為了解決上述問題，在本實施方式的超聲波診斷裝置1中，採用 將對全容積進行多次掃描的期間量的子容積圖像存儲到存儲部41的 方法。
圖4是全容積圖像的合成方法(第一方法)的說明圖。圖4 (a) 例示出ECG觸發信號的周期伴隨心拍周期的變動而變動的情況。由 於每個子容積的反覆掃描是以ECG觸發信號為基準而開始的，所以 如果ECG觸發信號的周期變動，則在該周期內可以掃描的反覆掃描 數(最大時相序號)也按照每個心拍周期而發生變化。圖4 (b)示出 該情況，最大時相序號例如在14~23的範圍內變化。
圖4 (c)示出通過子容積A D的掃描得到的子容積圖像被輸入 到圖像合成部40的順序。在圖4(c)所示的例子中，被輸入連續四 次掃描全容積的期間量的數據。該期間的數據被保存到存儲部41。在 全容積的一次掃描中，由於子容積A、 B、 C以及D這四個子容積被 掃描，所以在存儲部41中臨時存儲16個子容積圖像。在該情況下， 針對相同子容積分別保存四個子容積圖像。
如果將心拍周期假設成一秒，則16秒的子容積圖像數據被存儲到 存儲部41。在存儲部41的容量充滿的情況下，從時刻舊的數據開始 被刪除，利用新輸入的子容積圖像數據更新。
16以往，在合成全容積圖像時，僅使用對圖像合成部40輸入的時刻 的緊接最近的過去四個子容積A、 B、 C、以及D來合成。例如，僅使 用圖4 (c)的最左側的四個子容積A、 B、 C、以及D來合成。因此， 最大時相序號如22、 20、 19、 21那樣不一致，在最大時相序號附近， 發生無法接合四個子容積圖像A、 B、 C、以及D的狀況。另外，即使 接合相同時相序號、例如時相序號10的子容積圖像，由於心拍周期分 別不同，所以心臟的收縮、擴張的狀態在各個子容積中不同，無法確 保所合成的全容積圖像的空間連續性。
因此，在本實施方式的全容積圖像的合成方法(第一方法)中， 不拘束於緊接最近的過去四個這樣的時間制約，而從存儲在存儲部41 中的16個子容積圖像中，抽出心拍周期大致相同、或者最大時相序號 大致相同的四個子容積圖像A、 B、 C、以及D來接合。此處大致相同 是指，完全相同、或者以規定的基準值為中心而進入規定的閾值範圍 內。
在圖4 (d)的左端示出的例子中，選擇最大時相序號為20的四 個子容積圖像A、 B、 C以及D,以A、 B、 C以及D的排列接合而合 成全容積圖像。
另外，在圖4 (d)的中央和右端示出的例子中，以最大時相序號 20為基準值，選擇時相序號士l的範圍的四個子容積圖像A、 B、 C、 以及D來合成全容積圖像，分別設為次候補(1)、次候補(2)。在 具有完全相同的最大時相序號的子容積圖像A、 B、 C、以及D不一致 的情況下，這些次候補中的任意一個被選擇成最佳的組合。
根據本實施方式的全容積圖像的合成方法(第一方法)，選擇最 大時相序號大致一致的子容積圖像A、 B、 C以及D，所以可以降低在 最大時相序號附近無法接合四個子容積圖像A、 B、 C、以及D這樣的 狀況的發生。另外，由於所合成的各個子容積的最大時相序號大致一 致(即心拍周期大致相同)，所以所合成的全容積圖像的空間連續性 提兩。
圖5是說明全容積圖像的合成方法(第一方法)的第一變形例子
17的圖。在第一變形例子中，從存儲在存儲部41中的16個子容積圖像 中，選擇最小的最大時相序號(在圖5的例子中，最大時相序號17), 組合與該最小的最大時相序號接近的子容積圖像來合成全容積圖像。 然後，在全容積圖像的合成中，不使用時相序號大於最小的最大時相 序號的子容積圖像。
根據第一變形例子，可以至少防止在最大時相序號附近無法接合 四個子容積圖像A、 B、 C、以及D這樣的狀況的發生。
圖6是說明全容積圖像的合成方法(第一方法)的第二變形例子 的圖。在第二變形例子中，與第一變形例子相反地，從存儲在存儲部 41中的16個子容積圖像中，選擇最大的最大時相序號(在圖6的例 子中，最大時相序號23)，組合與該最大的最大時相序號接近的子容 積圖像而合成全容積圖像。然後，針對小於最大的最大時相序號的子 容積，複製該子容積內的最大時相序號的子容積圖像而進行補充。
根據第二變形例子，即使一部分是擬數據，也可以利用比第一變
形例子多的時相的數據來合成全容積圖像，也可以防止在最大時相序 號附近無法接合四個子容積圖像A、 B、 C以及D這樣的狀況的發生。
圖7是說明全容積圖像的合成方法(第一方法)的第三變形例子 的圖。在第三變形例子中，針對存儲在存儲部41中的16個子容積圖 像求出最大時相序號的平均值(在圖7的例子中，最大時相序號的平 均值為20)，組合與該平均最大時相序號相同或近似的最大時相序號 的子容積圖像而合成全容積圖像。然後，針對小於平均最大時相序號 的子容積，複製該子容積內的最大時相序號的子容積圖像而進行補充， 針對超過平均最大時相序號的子容積，在全容積圖像的合成中，不使 用時相序號大於平均最大時相序號的子容積圖像。
即使發生了心拍周期的變動， 一般情況下，心拍周期平均值的附 近的發生頻度高、且從平均值較大地偏離的心拍周期的發生頻度少。 因此，在第三變形例子中，從存儲在存儲部41中的子容積圖像中，可 以選擇相同或近似的心拍周期的子容積圖像的概率變高。
在第一實施方式(包括各變形例子)中，關於子容積的選擇時期大致有兩種手法。
在第一手法中，在取得了多個子容積數據並保存之後(即，使所 取得的數據暫時凍結)，進行子容積的選擇。在該情況下，預先設定 用於選擇的條件，在動作過程中通過以往方法實時地進行全容積的收 集和顯示，按照與凍結的同時設定的條件自動地進行子容積的選擇、 重排而進行顯示。另外，也可以設置恰當的用戶接口，在用戶期望的 定時實施子容積的選擇、重排。
在笫二手法中，在動作過程中實時地依次進行上述的子容積的選 擇和重排。在該情況下，直到最初的全容積齊備為止通過以往的方法 進行全容積的收集和顯示， 一旦全容積齊備之後，每當完成一個子容 積的數據收集，重新選擇最佳的子容積的組合而進行顯示。另外，在 該情況下，為了不損失實時性，直到所收集的之前的子容積為止實施 子容積的選擇，進而在一個之後的子容積收集開始時變更組合，從而 可以提高實現性。
(4)全容積圖像的合成方法(第二方法)
圖8以及圖9是說明全容積圖像的合成方法(第二方法)的圖。 在第一方法中，選擇心拍周期(或者最大時相序號)大致相同的子容 積圖像來合成全容積圖像，從而提高了空間連續性。與此相對，在第 二方法中，通過直接運算計算出表示所鄰接的子容積圖像彼此中的空 間相關性的高低的指標，選擇並接合空間相關性最高的子容積圖像， 合成全容積圖像。
在第二方法中，將多個周期(例如四個周期)量的全容積掃描數 據存儲到存儲部41。目前為止的處理與第一方法相同。
接下來，抽出特定時相序號(例如時相序號IO)的子容積圖像數 據。在圖8(c)的例示中，16個特定時相序號的子容積圖像被存儲到 存儲部41。從這些子容積圖像中，選擇並組合所鄰接的子容積的空間 相關性高的子容積圖像。
圖9是說明其選擇方法的圖。圖9例示出已經決定了子容積A與 子容積B的組合，接下來選擇與子容積B鄰接的子容積C時的方法。
19四個(子容積圖像C。、 d、 c2、 c3)與子容積c相當的子容積圖像 被存儲到存儲部41。針對這些子容積Q、 d、 C2、 C3,分別通過運 算求出表示與子容積B的接縫的空間相關性的高低的指標，選擇空間 相關性最高的子容積圖像C，接合到子容積圖像B。
作為表示空間相關性的高低的指標，例如可以定義在接縫的線(在 圖9的例子中，子容積圖像B的線n和子容積圖像C的線1)中相互 鄰接的像素的等級值之差(絕對值)的合計值。認為該合計值越接近 零，空間相關性越高。
在第二方法中，通過直接運算求出表示所鄰接的子容積圖像的空 間相關性的高低的指標，接合空間相關性最高的子容積圖像而合成全 容積圖像，所以可以確保高的空間連續性。 (5)全容積圖像的合成支持方法
在利用第一、第二方法來進行的子容積圖像的組合，由於由設備 (超聲波診斷裝置1的圖像合成部40)自動地進行，所以在用戶將全 容積圖像視認成運動圖像的情況下，該組合對於其用戶來說有時未必 是最佳的。
因此，在本實施方式的超聲波診斷裝置1中，提供用戶可以變更 子容積圖像的組合、或者用戶可以從通過不同的組合合成的多個全容 積圖像中選擇判斷為最佳的全容積圖像的選擇顯示單元。
圖IO是示出該選擇顯示單元的一個例子的圖。超聲波診斷裝置l 具有候補圖像顯示單元200a以及200b，排列顯示全容積圖像的候 補；選擇對象顯示單元201,對成為組合的選擇對象的子容積附加 "A0"、 "BO，，等識別信息來進行顯示；子容積選擇單元203a以及203b， 指定要選擇的子容積；選擇子容積顯示單元204a以及204b，顯示所 選擇的子容積；候補變更單元205a以及205b,變更要組合的子容積 候補；和組合顯示單元206a以及206b，顯示當前的組合狀況。上述 各顯示單元例如是在顯示部50的顯示器畫面上進行顯示的單元。另 外，各選擇單元、變更單元例如是設置在操作部80上的單元。
在候補圖像顯示單元200a以及200b中，作為運動圖像顯示出通過超聲波診斷裝置1所選擇的組合而合成的全容積圖像。例如，在候
補圖^f象顯示單元200a以及200b上將通過圖4(d)的左端的組合和中 央的組合而合成的全容積顯示成組合候補1以及組合候補2。
此處，示出了排列顯示兩個候補全容積圖像的例子，但也可以排 列顯示三個以上的候補全容積圖像。另外，也可以將要顯示的全容積 圖像本身設為 一個， 一邊以恰當的切換周期在時間上切換多個候補全 容積圖像， 一邊進行顯示。
用戶可以通過目視來確認所顯示的候補全容積圖像，從候補中選 擇更恰當的全容積圖像。
另外，用戶還可以變更超聲波診斷裝置1所選擇的組合。通過操 作子容積選擇單元203a以及203b、候補變更單元205a以及205b等 來變更組合。所變更的組合被立即反映到在候補圖像顯示單元200a 以及200b上顯示的候補全容積圖像中，用戶可以實時地確認變更的妥 當性。
如上述說明，根據本實施方式的超聲波診斷裝置1及其控制方法， 即使存在心拍周期的變動，也可以防止或降低合成圖像的空間、時間 不連續性。
另外，本發明不限於上述實施方式，可以在實施階段在不脫離其 要旨的範圍內對結構要素進行變形而具體化。另外，通過上述實施方 式中公開的多個結構要素的恰當組合，可以形成各種實施方式的發明。 例如，也可以從實施方式示出的全部結構要素中刪除幾個結構要素。 進而，也可以恰當組合不同的實施方式涉及的結構要素。
權利要求
1.一種超聲波診斷裝置，其特徵在於，具備超聲波探測器，沿著主掃描方向以及副掃描方向掃描超聲波束並收集來自被檢體內的反射信號；掃描控制部，從外部輸入按照每個心拍的周期所輸出的觸發信號，對於將上述被檢體的希望的診斷區域分割成規定數量而得到的分割區域的各個，在從上述觸發信號到下一個觸發信號為止的期間，多次反覆掃描上述超聲波束；存儲部，將按照上述反覆掃描的順序以及上述分割區域的排列順序所收集到的上述反射信號變換成圖像顯示用數據，存儲對上述診斷區域全體進行多次掃描的期間量的上述圖像顯示用數據；以及圖像生成部，從存儲在上述存儲部中的上述圖像顯示用數據中，不拘束於所取得的時間順序而按照上述分割區域的空間排列順序選擇分割區域，從所選擇出的各分割區域的上述圖像顯示用數據中，取出並接合反覆掃描的順序相同的圖像顯示用數據，生成並更新上述診斷區域全體的圖像。
2. 根據權利要求l所述的超聲波診斷裝置，其特徵在於上述圖像生成部在按照上述排列順序選擇上述分割區域時，選擇上述觸發信號的周期大致相同的分割區域。
3. 根據權利要求l所述的超聲波診斷裝置，其特徵在於上述圖像生成部在按照上述排列順序選擇上述分割區域時，選擇按照每個上述觸發信號進行的反覆掃描的數量大致相同的分割區域。
4. 根據權利要求l所述的超聲波診斷裝置，其特徵在於上述圖像生成部在按照上述排列順序選擇上迷分割區域時，選擇所鄰接的分割區域的空間相關性高的分割區域。
5. 根據權利要求4所述的超聲波診斷裝置，其特徵在於上述圖像生成部在按照上述排列順序選擇上述分割區域時，在接縫兩側的像素的像素等級之差為規定值以下的情況下判斷為上述空間相關性高。
6. 根據權利要求1所述的超聲波診斷裝置，其特徵在於上述圖像生成部在所排列的各個分割區域中的反覆掃描數不同的情況下，將這些反覆掃描數中最少的反覆掃描數作為上述各個分割區域中的最大反覆掃描數而生成並更新上述診斷區域全體的圖像。
7. 根據權利要求1所述的超聲波診斷裝置，其特徵在於上述圖像生成部在所排列的各個分割區域中的反覆掃描數不同的情況下，將這些反覆掃描數中最多的反覆掃描數作為上述各個分割區域中的最大反覆掃描數，並且在比上述最大反覆掃描數少的反覆掃描數的分割區域中使用通過最後的反覆掃描得到的圖像顯示用數據來補充相對上述最大反覆掃描數的不足部分，生成並更新上述診斷區域全體的圖像。
8. 根據權利要求l所述的超聲波診斷裝置，其特徵在於上述圖像生成部根據存儲在上述存儲部中的上述圖像顯示用數據計算出平均反覆掃描數，在上述平均反覆掃描數以下的反覆掃描數的分割區域中使用通過最後的反覆掃描得到的圖像顯示用數據來補充相對上述平均反覆掃描數的不足部分，另一方面在超過上述平均反覆掃描數的反覆掃描數的分割區域中利用在與該分割區域相同的分割區域中已取得的圖像顯示用數據，生成並更新上述診斷區域全體的圖像。
9. 根據權利要求l所述的超聲波診斷裝置，其特徵在於上述圖像生成部生成並更新排列了即使空間排列順序相同但所取得的時間帶不同的分割區域的多個上述診斷區域全體的圖像。
10. 根據權利要求9所述的超聲波診斷裝置，其特徵在於還具備顯示上述診斷區域全體的圖像的顯示部，在上述顯示部上，排列顯示上述多個上述診斷區域全體的圖像。
11. 根據權利要求9所述的超聲波診斷裝置，其特徵在於還具備顯示上述診斷區域全體的圖像的顯示部，在上述顯示部上，以規定的顯示周期切換而顯示上述多個上述診斷區域全體的圖像。
12. 根據權利要求l所述的超聲波診斷裝置，其特徵在於 上述圖像生成部能夠從空間排列位置相同的多個分割區域中選擇希望的分割區域。
13. —種超聲波診斷裝置的控制方法，其特徵在於，具備如下步驟(a )沿著主掃描方向以及副掃描方向掃描超聲波束並收集來自被 檢體內的反射信號；(b) 從外部輸入按照每個心拍的周期輸出的觸發信號；(c) 對於將上述被檢體的希望的診斷區域分割成規定數量而得到 的分割區域的各個，在從上迷觸發信號到下一個觸發信號為止的期間， 多次反覆掃描上述超聲波束；(d )將按照上述反覆掃描的順序以及上述分割區域的排列順序 收集到的上述反射信號變換成圖像顯示用數據，存儲對上述診斷區域 全體進行多次掃描的期間量的上述圖像顯示用數據；以及(e)從所存儲的上述圖像顯示用數據中，不拘束於所取得的時間 順序而按照上述分割區域的空間排列順序選擇分割區域，從所選擇出 的各分割區域的上述圖像顯示用數據中，取出並接合反覆掃描的順序 相同的圖像顯示用數據，生成並更新上述診斷區域全體的圖像。
14. 根據權利要求13所述的超聲波診斷裝置的控制方法，其特徵 在於在上述步驟(e)中，按照上述排列順序選擇上述分割區域時，選 擇上述觸發信號的周期大致相同的分割區域。
15. 根據權利要求13所述的超聲波診斷裝置的控制方法，其特徵 在於在上述步驟(e)中，按照上述排列順序選擇上述分割區域時，選 擇按照每個上述觸發信號進行的反覆掃描的數量大致相同的分割區 域。
16. 根據權利要求13所述的超聲波診斷裝置的控制方法，其特徵在於在上述步驟(e)中，按照上述排列順序選擇上述分割區域時，選 擇所鄰接的分割區域的空間相關性高的分割區域。
17.根據權利要求13所述的超聲波診斷裝置的控制方法，其特徵 在於在上述步驟(e)中，按照上述排列順序選擇上述分割區域時，在 接縫兩側的像素的像素等級之差為規定值以下的情況下判斷為上述空 間相關性高。
全文摘要
本發明提供超聲波診斷裝置及控制方法，具備超聲波探測器，沿主掃描方向及副掃描方向掃描超聲波束收集反射信號；掃描控制部，從外部輸入按每個心拍周期輸出的觸發信號，對將被檢體期望的診斷區域分割成規定數量分割區域，在從觸發信號到下一個觸發信號為止間，反覆多次掃描超聲波束；存儲部，將按反覆掃描順序及分割區域排列順序收集的反射信號變換成圖像顯示用數據，存儲對診斷區域全體多次掃描的期間量的圖像顯示用數據；圖像生成部，從上述圖像顯示用數據中，不拘於取得的時間順序按分割區域的空間排列順序選擇分割區域，從各分割區域的圖像顯示用數據中，取出並接合反覆掃描的順序相同的圖像顯示用數據，生成並更新診斷區域全體的圖像。
文檔編號A61B8/13GK101491448SQ20091000509
公開日2009年7月29日 申請日期2009年1月23日 優先權日2008年1月25日
發明者橋本新一 申請人:株式會社東芝;東芝醫療系統株式會社