專利名稱：超聲波診斷裝置及超聲波診斷方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及基于通過對被檢査體進行超聲波掃描而生成的體數(shù)據(jù)(volume data),生成和顯示檢查部位的C模式圖像的圖像數(shù)據(jù)的超聲波診斷 裝置及超聲波診斷方法。
背景技術(shù)：
在乳房的超聲波檢査中，有用于實現(xiàn)作為主要被設(shè)計為集體體檢用的 手法的水浸法的超聲波診斷裝置。水浸法是使患者乳房的單側(cè)或雙側(cè)水浸 于專用的水槽中， 一邊使隔著水槽與患者對置的超聲波探頭移動， 一邊生 成2D (截面)數(shù)據(jù)，并且，基于多個2D數(shù)據(jù)生成3D數(shù)據(jù)的方法。在超 聲波探頭的垂直移動中能夠使用機械式的移動臺進行自動掃描，而且由于 是經(jīng)由水槽內(nèi)的水來操作，因此能夠?qū)θ榉康恼w進行攝像，所以適合作 為集體體檢系統(tǒng)。在乳房的超聲波診斷中，特別是為了在集體體檢中以最低限度的張數(shù) 盡量沒有疏漏地顯示乳房，進行顯示C模式圖像的C模式顯示。乳房位于彎曲的胸廓的身體表面?zhèn)?。在現(xiàn)有技術(shù)的C模式顯示中，在 包含接近胸骨的乳房部分的C模式圖像中只顯示胸骨的圖，幾乎沒有顯示 乳房的圖，因此存在很難進行對C模式圖像上的乳房邊緣部分的診斷等問 題。發(fā)明內(nèi)容本發(fā)明是考慮到上述問題而做出的，目的在于提供一種能夠提供適用 于診斷的圖像的超聲波診斷裝置及超聲波診斷方法。本發(fā)明涉及的超聲波診斷裝置如為了解決上述課題的技術(shù)方案1中記 載的那樣， 一種超聲波診斷裝置，基于通過對被檢查體進行超聲波掃描而 生成的體數(shù)據(jù)，生成并顯示檢查部位的C模式圖像的圖像數(shù)據(jù)，包括彎曲c模式面生成部，基于所述體數(shù)據(jù)，不包含非圖像化部分地生成由彎曲的彎曲面形成的彎曲C模式面；以及彎曲C模式圖像生成部，基于由所述彎曲c模式面生成部生成的所述彎曲c模式面的數(shù)據(jù)，生成彎曲c模式圖像的圖像數(shù)據(jù)。而且，本發(fā)明涉及的超聲波診斷方法如為了解決上述課題的技術(shù)方案13中記載的那樣， 一種超聲波診斷方法，基于通過對被檢査體進行超聲波 掃描而生成的體數(shù)據(jù)，生成并顯示撿査部位的C模式圖像的圖像數(shù)據(jù)，其特征在于，包括彎曲C模式面生成工序，基于所述體數(shù)據(jù)，不包含非圖 像化部分地生成由彎曲的彎曲面形成的彎曲C模式面；以及彎曲C模式圖像生成工序，基于由所述彎曲c模式面生成工序生成的所述彎曲c模式面 的數(shù)據(jù)，生成彎曲c模式圖像的圖像數(shù)據(jù)。


圖1是表示本發(fā)明涉及的超聲波診斷裝置的實施方式的結(jié)構(gòu)圖。圖2是表示本實施方式的超聲波診斷裝置10的功能的圖。 圖3是表示用于使用軸截面說明彎曲C模式面的配置的軸截面位置的 X-Z俯視圖。圖4是表示用于使用軸截面說明彎曲C模式面的配置的軸截面位置的 X-Z俯視圖。圖5是以圖3示出的軸截面中的彎曲C模式線作為彎曲C模式面的一 個例子來表示的X-Y俯視圖。圖6是以圖4示出的軸截面中的彎曲C模式線作為彎曲C模式面的一 個例子來表示的X-Y俯視圖。圖7是表示作為特定的軸截面的乳頭截面位置的X-Z俯視圖。圖8是用于說明圖7示出的乳頭截面中的胸廓線的第1計算方法的示 意圖。圖9是用于說明圖7示出的乳頭截面中的胸廓線的第2計算方法的示 意圖。圖IOA和圖10B是表示圖7示出的乳頭截面中的彎曲C模式線的計算 方法的一個例子的示意圖。圖11A和圖1 IB是表示彎曲C模式線的數(shù)目預(yù)先設(shè)定時的彎曲C模式線的計算方法的一個例子的示意圖。圖12A至圖12D是表示所顯示的彎曲C模式圖像的一個例子的示意圖。 圖13A至圖13D是表示所顯示的彎曲C模式圖像的一個例子的示意圖。 圖14是表示本實施方式的超聲波診斷裝置的動作的流程圖。
具體實施方式
參照

本發(fā)明涉及的超聲波診斷裝置及超聲波診斷方法的實施 方式。另外，本實施方式的超聲波診斷裝置中的技術(shù)手法在以作為被檢查 體的患者的乳房、肝臟及胰臟等的臟器為檢查對象時是有效的。為了在本 實施方式的超聲波診斷裝置中進行具體的說明，將乳房作為檢查對象。 圖1是表示本發(fā)明涉及的超聲波診斷裝置的實施方式的結(jié)構(gòu)圖。 圖1表示本實施方式的超聲波診斷裝置10。超聲波診斷裝置10是在乳 房的超聲波檢查中，用于實現(xiàn)作為主要被設(shè)計為集體體檢用的手法的水浸 法的裝置。水浸法是使患者乳房的單側(cè)或雙側(cè)水浸于專用的水槽(未圖示) 中， 一邊使隔著該水槽與患者對置的超聲波探頭移動， 一邊生成2D(截面) 數(shù)據(jù)，并且，基于多個2D數(shù)據(jù)生成3D數(shù)據(jù)的方法。在超聲波探頭的垂直 移動中能夠使用機械式的移動臺進行自動掃描，而且由于是經(jīng)由水槽內(nèi)的 水來操作，因此能夠?qū)θ榉康恼w進行攝像，所以適合作為集體體檢系統(tǒng)。 而且，超聲波診斷裝置10也能夠應(yīng)用于除乳房檢查之外的肝臟、胰臟等的 規(guī)定臟器的檢查。超聲波診斷裝置IO從大的方面來說具有超聲波探頭11和裝置本體12。 超聲波探頭11將多個超聲波振子配置在前端部分進行發(fā)送接收超聲 波。而且，超聲波振子是電聲轉(zhuǎn)換超聲波振子，在發(fā)送超聲波時將電脈沖 轉(zhuǎn)換成超聲波脈沖，而且在接收超聲波時將超聲波信號轉(zhuǎn)換成電信號。超 聲波探頭11通過陣列轉(zhuǎn)換器的方式分類成1D (僅操作方位角的單一行) 陣列探頭、1.5D陣列(被電子合焦，但在仰角方向未被操作)探頭、2D陣 列(伴隨廣泛的三維操作的微細間距 陣列)探頭。其中，為了積極取得 生物體的體數(shù)據(jù)，優(yōu)選采用2D陣列探頭。另外，超聲波探頭11即使是1D陣列探頭或2D陣列探頭，也可以是超聲波探頭U自身具備擺動功能， 一邊逐漸變換掃描截面， 一邊取得多個斷層圖像，結(jié)果為取得體數(shù)據(jù)的機械式3D探頭。裝置本體12具備發(fā)送接收電路21 、B模式處理電路22、電影存儲器(cine memory)23、掃描轉(zhuǎn)換電路24、圖像合成電路25和監(jiān)視器26。發(fā)送接收電路21未圖示，但具有發(fā)送部和接收部。在發(fā)送部中具有 速率脈沖產(chǎn)生電路，產(chǎn)生決定照射的超聲波脈沖的重復(fù)周期的速率脈沖； 發(fā)送延遲電路，是用于決定在超聲波發(fā)送時的超聲波束的聚束時間及偏向 角度的延遲電路，決定驅(qū)動N個超聲波振子的定時；脈沖發(fā)生器電路，生 成用于驅(qū)動超聲波振子的高壓脈沖。發(fā)送接收電路21的發(fā)送部具備的速率脈沖產(chǎn)生電路，將決定照射的超 聲波脈沖的重復(fù)周期的速率脈沖供給到發(fā)送延遲電路。發(fā)送延遲電路具有 在超聲波發(fā)送中使用的超聲波振子的2倍(2N)的獨立的延遲電路，將用 于為了獲得在超聲波發(fā)送時的細束寬度而把超聲波聚束在規(guī)定的深度的延 遲時間、和用于沿規(guī)定方向發(fā)送超聲波的延遲時間付與速率脈沖，并供給 到脈沖發(fā)生器電路。脈沖發(fā)生器電路具有與延遲電路相同數(shù)量的2N個獨立的驅(qū)動電路，驅(qū) 動內(nèi)置于超聲波探頭11的超聲波振子，形成用于在患者體內(nèi)放射超聲波的 驅(qū)動脈沖。在患者的乳房內(nèi)照射的超聲波的一部分由聲阻抗不同的臟器間的邊界 面或組織反射。而且，反射波根據(jù)組織的非線型特性，重新產(chǎn)生中心頻率 為2fo的超聲波脈沖。由此，在組織內(nèi)反射后返回超聲波探頭11的超聲波 變成混合了超聲波發(fā)送時的中心頻率為fo的超聲波脈沖(基波成分)和中 心頻率為2fQ的超聲波脈沖(高次諧波成分)的超聲波。存在于發(fā)送接收電 路21中的接收部具備BPF (bandpass filter:帶通濾波器)，取得接收信 號的基波成分或高次諧波成分；前置放大器電路，放大由超聲波振子轉(zhuǎn)換 成電信號的微小信號；A/D (analog/digital:模擬數(shù)字)轉(zhuǎn)換電路，對該前 置放大器電路的接收信號進行數(shù)字轉(zhuǎn)換；調(diào)相加法電路，具備波束形成 (beamformer)電路及加法電路。波束形成電路及為了獲得較細的接受波束寬度，依次變更用于從規(guī)定 的深度聚束超聲波的聚束用延遲時間，和超聲波束的接收方向性，將用于掃描患者體內(nèi)的延遲時間付與被轉(zhuǎn)換成數(shù)字信號的接收信號。加法電路對 來自波束形成電路的輸出進行加法計算。B模式處理電路22基于來自發(fā)送接收電路21的數(shù)字輸入信號生成B 模式圖像(斷層圖像)用的RAW數(shù)據(jù)(在此為掃描轉(zhuǎn)換處理前的數(shù)據(jù))。 具體地，在B模式處理電路22中，盡管未圖示，但是具備對數(shù)轉(zhuǎn)換電路， 對來自發(fā)送接收電路21的數(shù)字輸入信號的振幅進行對數(shù)轉(zhuǎn)換，相對地強調(diào) 弱信號；以及包絡(luò)檢波電路，對在該對數(shù)轉(zhuǎn)換電路中被對數(shù)轉(zhuǎn)換的數(shù)字信 號進行包絡(luò)檢波的計算，檢測振幅的包絡(luò)線。另外，也可以與B模式處理電路22并列地設(shè)置彩色多普勒模式(color dopplermode)處理電路(未圖示)。彩色多普勒模式處理電路使用相對于 移動體例如血流的絕對速度的超聲波掃描線方向成分(以下稱為"余弦成 分")的余弦成分速度代碼(例如，8位，256灰度)，進行用于生成速度 分布數(shù)據(jù)的信號處理，生成彩色多普勒圖像(彩色血流圖像，CFM(colorflow mapping))用的RAW數(shù)據(jù)。在彩色多普勒模式處理電路中具備正交檢 波電路，將來自發(fā)送接收電路21的數(shù)字輸入信號轉(zhuǎn)換成具有實部和虛部的 復(fù)(多普勒)信號；FFT分析電路，對相互正交的復(fù)數(shù)成分進行FFT (fast fourier transform:快速傅立葉變換)分析；運算電路，計算根據(jù)FFT分析 獲得的波譜的中心(相對于血流方向的余弦成分的平均速度)及分散值(血 流的錯亂狀態(tài))等。電影存儲器23是由非易失性的半導(dǎo)體存儲器等構(gòu)成的存儲裝置。電影 存儲器23是存儲例如與超聲波診斷裝置10即將收集結(jié)束(freeze:停止) 之前的多個幀相對應(yīng)的實時(live)圖像的RAM數(shù)據(jù)的存儲器。電影存儲器 23具有存儲多個RAW數(shù)據(jù)的容量，在從CPU31送來停止的指令之前，連 續(xù)存儲RAW數(shù)據(jù)。電影存儲器23的存儲一般采用所謂的循環(huán)方式。艮P, 當RAW數(shù)據(jù)的存儲超出電影存儲器23的容許量時，通過從存儲的時間久 的RAW數(shù)據(jù)起依次擦除后并寫入(覆蓋)新的RAW數(shù)據(jù)，能夠使最新的 RAW數(shù)據(jù)存儲于電影存儲器23。掃描轉(zhuǎn)換電路24將從B模式處理電路22輸出的實時圖像的RAW數(shù) 據(jù)轉(zhuǎn)換成標準TV信號(TV格式的信號)，生成實時圖像的圖像數(shù)據(jù)。圖像合成電路25基于從掃描轉(zhuǎn)換電路24輸出的實時圖像的圖像數(shù)據(jù)，生成實時圖像顯示用的數(shù)據(jù)，并對顯示用的數(shù)據(jù)進行模擬轉(zhuǎn)換。另一方面，圖像合成電路25基于從控制裝置(CPU: central processing unit:中央處理 單元)31的從圖像合成電路25輸出的彎曲C模式圖像的圖像數(shù)據(jù)(將在 后面說明)生成顯示用的數(shù)據(jù)，并對顯示用的數(shù)據(jù)進行模擬轉(zhuǎn)換。另外， 圖像合成電路25將圖像與各種參數(shù)的字符信息和刻度等一起合成，作為視 頻信號輸出到監(jiān)視器26。監(jiān)視器26基于來自圖像合成電路25的輸出，顯示實時圖像的圖像數(shù) 據(jù)和彎曲C模式圖像的圖像數(shù)據(jù)等。而且，超聲波診斷裝置10具有CPU31、總括存儲器32、 HD (hard disk: 硬盤)33、輸入裝置35和通信控制裝置36。CPU31按照總括存儲器32和HD33中存儲的程序，及輸入裝置35的 輸入，控制發(fā)送接收電路21、信號處理電路22、電影存儲器23、掃描轉(zhuǎn)換 電路24和圖像合成電路25的動作?？偫ù鎯ζ?2是由非易失性的半導(dǎo)體存儲器等構(gòu)成的存儲裝置?？偫?存儲器32是存儲IPL (initial program loading:初始程序載入)、BIOS (basic input/output system:基本輸入輸出系統(tǒng))、超聲波診斷涉及的各種應(yīng)用程 序的存儲裝置。作為超聲波診斷涉及的各種應(yīng)用程序，可列舉實時顯示用 程序和電影再現(xiàn)用程序等。另外，總括存儲器32也可以作為CPU31的工 作存儲器發(fā)揮作用。HD33是由涂有磁性體或蒸鍍有磁性體的金屬碟構(gòu)成的存儲裝置。 HD33能夠通過未圖示的HDD (Hard disk drive:硬盤驅(qū)動器)讀寫HD33 內(nèi)部的數(shù)據(jù)。HD33存儲體數(shù)據(jù)和彎曲C模式圖像的圖像數(shù)據(jù)，另外也可以 代替總括存儲器32存儲超聲波診斷中涉及的各種應(yīng)用程序。輸入裝置35具有例如鼠標、跟蹤球、模式切換開關(guān)和鍵盤等。輸入裝 置35是用于將來自操作員的各種指示、關(guān)心區(qū)域(ROI: region of interest) 的設(shè)定指示、停止的指示和各種畫質(zhì)條件設(shè)定指示等輸入裝置本體12中的 裝置。通信控制裝置36進行基于各種規(guī)格的通信控制。通信控制裝置36具 有能夠通過電話線與醫(yī)院主干LAN (local area network:局域網(wǎng))等網(wǎng)絡(luò)N 連接的功能。由此，超聲波診斷裝置10能夠通過通信控制裝置36與超聲波診斷裝置10外部的網(wǎng)絡(luò)N網(wǎng)連接。圖2是表示本實施方式的超聲波診斷裝置10的功能的圖。通過CPU31 (圖示于圖l)執(zhí)行程序，超聲波診斷裝置10作為體數(shù)據(jù) 生成部41、彎曲C模式面生成部42、彎曲C模式圖像生成部43和彎曲C 模式圖像存儲控制部44發(fā)揮作用。另外，對構(gòu)成超聲波診斷裝置10的各 部41到44作為以軟件方式發(fā)揮作用的部分進行了說明，但也可以在超聲 波診斷裝置10中以硬件方式具備這些部件。體數(shù)據(jù)生成部41具有基于存儲于電影存儲器23中的RAW數(shù)據(jù)，以 3D形式再排列超聲波掃描的掃描線信號串并生成(重建)體數(shù)據(jù)的功能。彎曲C模式面生成部42具有基于由體數(shù)據(jù)生成部41生成的體數(shù)據(jù)， 不包含非圖像化部分地生成由彎曲的彎曲面形成的彎曲C模式面的功能。圖3至圖6是用于說明彎曲C模式面的配置的示意圖。圖3和圖4是將與患者的體軸垂直的面(X-Y平面)作為軸截面，表 示用于使用該軸截面說明彎曲C模式面的配置的軸截面位置的X-Z俯視圖。 例如，圖3和圖4表示用于使用包含患者的乳房的軸截面K說明彎曲C模 式面的配置的軸截面K的位置的X-Z俯視圖。圖3是表示只包含患者的單 側(cè)乳房的軸截面KA的X-Z俯視圖，另一方面，圖4是表示包含患者的兩 側(cè)乳房的軸截面KB的X-Z俯視圖。圖5是以圖3示出的軸截面KA中的彎曲C模式線作為彎曲C模式面 的一個例子來表示的X-Y俯視圖。如圖5所示，彎曲C模式面生成部42在由體數(shù)據(jù)生成部41生成的體 數(shù)據(jù)中包含的軸截面KA上，不包含患者的非圖像化部分、例如胸廓面DT， 在該胸廓面DT的體表面?zhèn)壬捎蓮澢膹澢嫘纬傻膹澢鶦模式面C(在 圖5中，例如示出4個彎曲C模式面C1、 C2、 C3、 C4。)。另夕卜，在圖5中將胸廓面DT作為軸截面KA中的胸廓線dtka示出，而且，將彎曲C模 式面C (彎曲C模式面C1、 C2、 C3、 C4)作為軸截面KA中的彎曲C模 式線QcA (彎曲C模式線QcAl、 Qov2、 Cka3、 Cka4)示出。圖6是以圖4示出的軸截面KB中的彎曲C模式線作為彎曲C模式面 的一個例子來表示的X-Y俯視圖。如圖6所示，彎曲C模式面生成部42在由體數(shù)據(jù)生成部41生成的體數(shù)據(jù)中包含的軸截面KB上，不包含胸廓面DT地，在該胸廓面DT的體表 面?zhèn)壬捎蓮澢膹澢嫘纬傻膹澢鶦模式面C (在圖6中，例如示出4 個彎曲C模式面C1、 C2、 C3、 C4。)。另夕卜，在圖6中將胸廓面DT作 為軸截面KB中的胸廓線dtkb示出，而且，將彎曲C模式面C (彎曲C模 式面Cl、 C2、 C3、 C4)作為軸截面KB中的彎曲C模式線Ckb (彎曲C 模式線CKfil、 Ckb2、 Ckb3、 Ckb4)示出。具體地，彎曲C模式面生成部42具有截面設(shè)定部42a、非圖像化部分 運算部42b、彎曲C模式線運算部42c和彎曲C模式面運算部42d。截面設(shè)定部42a具有基于由體數(shù)據(jù)生成部41生成的體數(shù)據(jù)，設(shè)定特定 的軸截面、例如包含患者的乳頭的軸截面(以下稱作"乳頭截面"。)的 功能。根據(jù)截面設(shè)定部42a的特定軸截面的設(shè)定，由圖像識別來自動設(shè)定。 或者，根據(jù)截面設(shè)定部42a的特定軸截面的設(shè)定，通過操作員一邊觀看基 于體數(shù)據(jù)生成和顯示的多個軸截面的圖像數(shù)據(jù)、 一邊經(jīng)由輸入裝置35選擇 所希望的軸截面的圖像數(shù)據(jù)，進行手動的設(shè)定。另外，作為特定的軸截面 設(shè)定乳頭截面時，截面設(shè)定部42a既可以設(shè)定只包含患者的單側(cè)乳房的乳 頭截面，也可以設(shè)定包含患者的兩側(cè)乳房的乳頭截面。以下，說明截面設(shè) 定部42a設(shè)定只包含患者的單側(cè)乳房的乳頭截面的情況。非圖像化部分運算部42b具有基于由截面設(shè)定部42a設(shè)定的特定軸截 面的圖像數(shù)據(jù)，計算特定軸截面中的非圖像化部分、例如在體表面形成的 胸廓的胸廓線的功能。如果在C模式圖像上含有胸廓面，則由于顯示出胸 骨的圖像，所以不能將C模式圖像的圖像數(shù)據(jù)的整體用于乳房的診斷。圖7是表示作為由截面設(shè)定部42a設(shè)定的特定的軸截面的乳頭截面位 置的X-Z俯視圖。圖8是用于說明圖7示出的乳頭截面中的胸廓線的第1 計算方法的示意圖。圖8是表示圖7示出的乳頭截面L中的圖像上的胸廓線DTi和乳頭截 面L中計算上的胸廓線ETL的X-Y俯視圖。如圖8所示，操作員一邊觀看 基于體數(shù)據(jù)生成和顯示的乳頭截面L的圖像數(shù)據(jù)， 一邊通過輸入裝置35在 與乳頭截面L中的圖像上的胸廓線DTV相當?shù)奈恢美L制3點以上的胸廓點 P。例如3點胸廓點PU、 PL2、 PL3。而且，非圖像化部分運算部42b將由 胸廓點Pl1、 Pl2、 Pl3決定的彎曲(例如圓弧)作為乳頭截面L中的計算上的胸廓線ETL來計算。圖9是用于說明圖7示出的乳頭截面中的胸廓線的第2計算方法的示 意圖。圖9是表示圖7示出的乳頭截面L中的圖像上的胸廓線DT1和乳頭截 面L中計算上的胸廓線ETL的X-Y俯視圖。如圖9所示，操作員一邊觀看 基于體數(shù)據(jù)生成和顯示的乳頭截面L的圖像數(shù)據(jù)， 一邊通過輸入裝置35在 與乳頭截面L中的圖像上的胸廓線DT^相當?shù)奈恢美L制2點以上的胸廓點 Pl、例如2點胸廓點Pl1、 Pl2。而且，非圖像化部分運算部42b將通過胸 廓點Pl1的切線Al和水平淺bl之間所成的角0!^成為所需要的角度——例 如70度時、通過胸廓點Pl1、 Pj的圓的圓弧作為乳頭截面L中的計算上 的胸廓線ETi來計算。而且，作為圖7所示乳頭截面L中胸廓線的第3計算方法，非圖像化 部分運算部42b能夠根據(jù)基于體數(shù)據(jù)生成和顯示的乳頭截面的圖像數(shù)據(jù)， 半自動地計算乳頭截面中計算上的胸廓線。在半自動地計算乳頭截面中計 算上的胸廓線時，操作員一邊觀看基于體數(shù)據(jù)生成和顯示的乳頭截面的圖 像數(shù)據(jù)， 一邊通過輸入裝置35在與乳頭截面中的圖像上的胸廓線相當?shù)奈?置繪制多個胸廓點。然后，非圖像化部分運算部42b將平滑地連接多個胸 廓點與乳頭截面圖像上的高亮度點的線，作為乳頭截面中計算上的胸廓線 來計算。另外，作為圖7所示乳頭截面L中胸廓線的第4計算方法，非圖像化 部分運算部42b能夠根據(jù)基于體數(shù)據(jù)生成和顯示的乳頭截面的圖像數(shù)據(jù)， 自動地計算乳頭截面中計算上的胸廓線。在自動地計算乳頭截面中的計算 上的胸廓線時，非圖像化部分運算部42b將平滑地連接乳頭截面中圖像上 的高亮度點的線作為乳頭截面中計算上的胸廓線來計算。而且，圖2中示出的彎曲C模式線運算部42c具有基于由非圖像化部 分運算部42b生成的特定軸截面中計算上的胸廓線，計算特定軸截面中彎 曲C模式線的功能。圖IOA和圖10B是表示圖7示出的乳頭截面中的彎曲C模式線的計算 方法的一個例子的示意圖。圖10A是表示將圖7示出的乳頭截面L中計算上的胸廓線ETl的兩端作為兩端的、在患者的體表面?zhèn)?在圖IOA中是上側(cè))彎曲的彎曲C模式 線C^ (在圖10A中示出例如2個彎曲C模式線CLl、 CL2。)的X-Y俯視 圖。乳頭截面L中彎曲C模式線Ct是基于通過乳頭截面L中的計算上的胸 廓線ETL的兩端的圓的圓弧(從胸廓線ET^的兩端開始在體表面?zhèn)葟澢?， 通過變更該圓的直徑及曲率而計算的。另外，操作員也可以通過輸入裝置 35變更圓的直徑及曲率，此時，適宜使通過胸廓線EH的兩端的圓的圓弧 彩色顯示。另一方面，圖10B表示不改變基于圖7示出的乳頭截面L由非圖像化 部分運算部42b設(shè)定的胸廓線ETl的形狀，在胸廓線ETt的體表面?zhèn)绕叫?移動的彎曲C模式線CL (在圖10B中示出例如2個彎曲C模式線QJ、 Cl2。)。另外，操作員也可以通過輸入裝置35變更彎曲C模式線CL之間 的厚度。在此，有預(yù)先設(shè)定彎曲C模式線Cl (基于彎曲C模式線Cl生成的彎 曲C模式面C)的數(shù)目的情況。此時，C模式線運算部42c按照利用圖10A 及圖10B說明的彎曲C模式線CL的計算方法，與預(yù)先設(shè)定的數(shù)目相對應(yīng)地， 計算乳頭截面L中的彎曲C模式線Cl。圖11A和圖11B是表示彎曲C模式線的數(shù)目預(yù)先設(shè)定時的彎曲C模式 線的計算方法的一個例子的示意圖。彎曲C模式線CL的數(shù)目預(yù)先設(shè)定時，操作員一邊觀看基于體數(shù)據(jù)生成 和顯示的乳頭截面L的圖像數(shù)據(jù)， 一邊如圖11A所示那樣，通過輸入裝置 35在與乳頭截面L中的圖像上的特定部位相當?shù)奈恢美L制點——例如在與 乳頭相當?shù)奈恢美L制乳頭點Qt。然后，彎曲C模式線運算部42c將乳頭截 面L中的計算上的胸廓線ETL的兩端作為兩端、將乳頭點QL作為頂點，計 算彎曲的彎曲C模式線CU。而且，彎曲C模式線運算部42c與預(yù)先設(shè)定 的彎曲C模式線Cl的數(shù)目相對應(yīng)，在胸廓線ETl與彎曲C模式線Cl1之間， 插入將胸廓線ETL的兩端作為兩端而彎曲的彎曲C模式線Cl(彎曲C模式 踐Cl2、 Cl3、…)?；蛘撸瑥澢鶦模式線CL的數(shù)目預(yù)先設(shè)定時，操作員一邊觀看基于體數(shù) 據(jù)生成和顯示的乳頭截面L的圖像數(shù)據(jù)， 一邊如圖11B所示那樣，通過輸 入裝置35在與乳頭截面L中的圖像上的乳頭相當?shù)奈恢美L制乳頭點Ql。然后，彎曲C模式線運算部42c不改變由非圖像化部分運算部42b計算出 的胸廓線ETl的形狀，計算在胸廓線ETl的體表面?zhèn)绕叫幸苿忧彝ㄟ^乳頭 點ql的乳頭截面L中的彎曲C模式線QJ。而且，彎曲C模式線運算部 42c與預(yù)先設(shè)定的彎曲c模式線cl的數(shù)目相對應(yīng)，在胸廓線ETl與彎曲c 模式線QJ之間，不改變由非圖像化部分運算部42b設(shè)定的胸廓線的形狀， 插入在胸廓線ETl的體表面?zhèn)绕叫幸苿拥膹澢鶦模式線Cl (彎曲C模式線 CL2、 CL3、…)。而且，除了彎曲C模式線C^的數(shù)目預(yù)先設(shè)定的情況之外，還有預(yù)先設(shè) 定彎曲c模式線cl (基于彎曲c模式線Cl生成的彎曲C模式面C)之間 的尺寸的情況。此時，C模式線運算部42c按照預(yù)先設(shè)定的尺寸計算彎曲C 模式線Cl。另外，圖2示出的彎曲C模式面運算部42d具有基于由彎曲C模式線 運算部42c生成的特定軸截面中的彎曲C模式線，計算彎曲C模式面的功 能。例如，彎曲C模式面運算部42d計算使特定的軸截面中的彎曲C模式 線沿軸向方向(Z軸方向)水平移動而形成的彎曲C模式面。彎曲C模式圖像生成部43具有將由彎曲C模式面生成部42生成的彎 曲C模式面的RAW數(shù)據(jù)轉(zhuǎn)換成標準TV信號，生成彎曲C模式圖像的圖 像數(shù)據(jù)的功能。彎曲C模式圖像的圖像數(shù)據(jù)通過圖像合成電路25顯示在監(jiān) 視器26上。圖12A至圖12D是表示所顯示的彎曲C模式圖像的一個例子的示意圖。 圖12A表示由彎曲C模式面生成部42生成的彎曲C模式面Cl (在圖 5中示出)中的彎曲C模式圖像的圖像數(shù)據(jù)。圖12B表示由彎曲C模式面 生成部42生成的彎曲C模式面C2 (在圖5中示出)中的彎曲C模式圖像 的圖像數(shù)據(jù)。圖12C表示由彎曲C模式面生成部42生成的彎曲C模式面 C3 (在圖5中示出)中的彎曲C模式圖像的圖像數(shù)據(jù)。另外，圖12D表示 由彎曲C模式面生成部42生成的彎曲C模式面C4 (在圖5中示出)中的 彎曲C模式圖像的圖像數(shù)據(jù)。此外，圖12A至圖12D表示只包含患者的單 側(cè)乳房的彎曲C模式面C。如圖12A至圖12D所示，由于彎曲C模式圖像的圖像數(shù)據(jù)中不包含作 為非圖像化部分的胸廓面而未呈現(xiàn)胸骨的圖像，所以能夠?qū)澢鶦模式圖像的圖像數(shù)據(jù)的整體用于乳房的診斷。另外，由彎曲C模式面生成部42的截面設(shè)定部42a設(shè)定了包含患者的 兩側(cè)乳房的乳頭截面的情況下，彎曲C模式面生成部42能夠生成包含兩側(cè) 乳房的彎曲C模式面。由此，包含兩側(cè)乳房的彎曲C模式圖像的圖像數(shù)據(jù) 顯示在監(jiān)視器26上。而且，即使由彎曲C模式面生成部42的截面設(shè)定部 42a設(shè)定了只包含患者的單側(cè)乳房的乳頭截面的情況下，彎曲C模式面生成 部42也能夠基于以只包含單側(cè)乳房的乳頭截面為基礎(chǔ)計算出的彎曲C模式 面，生成包含兩側(cè)乳房的彎曲C模式面。由此，包含兩側(cè)乳房的彎曲C模 式圖像的圖像數(shù)據(jù)顯示在監(jiān)視器26上。圖13A至圖13D是表示所顯示的彎曲C模式圖像的一個例子的示意圖。圖13A表示由彎曲C模式面生成部42生成的彎曲C模式面C1 (在圖 6中示出)中的彎曲C模式圖像的圖像數(shù)據(jù)。圖13B表示由彎曲C模式面 生成部42生成的彎曲C模式面C2 (在圖6中示出)中的彎曲C模式圖像 的圖像數(shù)據(jù)。圖13C表示由彎曲C模式面生成部42生成的彎曲C模式面 C3 (在圖6中示出)中的彎曲C模式圖像的圖像數(shù)據(jù)。另外，圖13D表示 由彎曲C模式面生成部42生成的彎曲C模式面C4 (在圖6中示出)中的 彎曲C模式圖像的圖像數(shù)據(jù)。此外，圖13A至圖13D表示包含患者的兩側(cè) 乳房的彎曲C模式面C。如圖13A至圖13D所示，由于彎曲C模式圖像的圖像數(shù)據(jù)中不包含胸 廓面而未呈現(xiàn)胸骨的圖像，所以能夠?qū)澢鶦模式圖像的圖像數(shù)據(jù)的整體 用于乳房的診斷。而且，圖2示出的彎曲C模式圖像存儲控制部44具有使由彎曲C模式 圖像生成部43生成的彎曲C模式圖像的圖像數(shù)據(jù)存儲于總括存儲器32或 HD33等的存儲裝置的功能。另外，圖1示出的CPU31執(zhí)行的程序能夠作為所謂的程序包軟件 (package software)而提供。由此，能夠使與網(wǎng)絡(luò)N網(wǎng)連接的觀測儀等的超聲 波診斷裝置10以外的計算機(未圖示)作為圖2示出的各部41至44發(fā)揮 作用。接著，用圖14示出的流程圖說明本實施方式的超聲波診斷裝置10的 動作。通過CPU31執(zhí)行程序，以及通過CPU31控制發(fā)送接收電路21、 B模 式處理電路22和電影存儲器23，為了取得生物體的體數(shù)據(jù)而從超聲波探頭 11進行超聲波的發(fā)送接收(步驟Sl)，使與多個幀對應(yīng)的實時圖像的RAW 數(shù)據(jù)存儲于電影存儲器23。接著，基于存儲于電影存儲器23的RAW數(shù)據(jù)將超聲波掃描的掃描線 信號串以3D的形式再次排列而生成(重建)體數(shù)據(jù)(步驟S2)。然后，基于由步驟S2生成的體數(shù)據(jù)，不包含非圖像化部分地生成由彎 曲的彎曲面形成的彎曲C模式面(步驟S3)。具體地，步驟S3包括步驟 S3a至S3d。在步驟S3中，首先基于由步驟S2生成的體數(shù)據(jù)設(shè)定特定的軸截面一 一例如患者的乳頭截面(步驟S3a)。步驟S3a的特定軸截面的設(shè)定通過圖 像識別自動地設(shè)定?；蛘?，步驟S3a的特定軸截面的設(shè)定可以通過操作員 一邊觀看基于體數(shù)據(jù)生成和顯示的多個軸截面的圖像數(shù)據(jù)、 一邊經(jīng)由輸入 裝置35選擇所希望的軸截面的圖像數(shù)據(jù)，來手動設(shè)定。接著，基于由步驟S3a設(shè)定的特定軸截面的圖像數(shù)據(jù)，計算特定軸截 面中的非圖像化部分，例如計算在體表面形成的胸廓的胸廓線(步驟S3b)。接著，基于由步驟S3b生成的特定軸截面中的計算上的胸廓線，計算 特定軸截面中的彎曲C模式線(步驟S3c)。接著，基于由步驟S3c生成的特定軸截面中的彎曲C模式線，計算彎 曲C模式面(步驟S3d)。彎曲C模式面運算部42d計算使特定軸截面中 的彎曲C模式線沿軸向方向(Z軸方向)水平移動而形成的彎曲C模式面。接著，將由步驟S3生成的彎曲C模式面的RAW數(shù)據(jù)轉(zhuǎn)換為標準TV 信號，生成彎曲C模式圖像的圖像數(shù)據(jù)(步驟S4)。彎曲C模式圖像的圖 像數(shù)據(jù)通過圖像合成電路25顯示在監(jiān)視器26上(步驟S5)。在圖12A至 圖12D和圖13A至圖13D中示出彎曲C模式圖像的圖像數(shù)據(jù)的顯示例。另外，在本實施方式中說明了基于設(shè)定的軸截面的圖像數(shù)據(jù)生成彎曲C 模式圖像的圖像數(shù)據(jù)的結(jié)構(gòu)(步驟)，但不只限定于該情況。彎曲C模式 圖像的圖像數(shù)據(jù)也可以是基于徑向截面及其他截面的圖像數(shù)據(jù)而生成的。根據(jù)本實施方式的超聲波診斷裝置10，通過將包含患者的乳房的彎曲 C模式面Cl至C4顯示于監(jiān)視器26，能夠提供適合于乳房診斷的圖像。
權(quán)利要求
1.一種超聲波診斷裝置，基于通過對被檢查體進行超聲波掃描而生成的體數(shù)據(jù)，生成并顯示檢查部位的C模式圖像的圖像數(shù)據(jù)，其特征在于，包括彎曲C模式面生成部，基于所述體數(shù)據(jù)，不包含非圖像化部分地生成由彎曲的彎曲面形成的彎曲C模式面；以及彎曲C模式圖像生成部，基于由所述彎曲C模式面生成部生成的所述彎曲C模式面的數(shù)據(jù)，生成彎曲C模式圖像的圖像數(shù)據(jù)。
2. 如權(quán)利要求1所述的超聲波診斷裝置，其特征在于，所述彎曲C模式面生成部還包括截面設(shè)定部，基于所述體數(shù)據(jù)設(shè)定特定的軸截面；非圖像化部分運算部，基于由所述截面設(shè)定部設(shè)定的所述特定軸截面的圖像數(shù)據(jù)，計算所述特定軸截面中的非圖像化部分；彎曲C模式線運算部，基于由所述非圖像化部分運算部生成的所述特 定軸截面中的非圖像化部分，計算所述特定軸截面中的彎曲C模式線；以及彎曲c模式面運算部，基于由所述彎曲c模式線運算部生成的所述彎曲C模式線，計算所述彎曲C模式面。
3. 如權(quán)利要求2所述的超聲波診斷裝置，其特征在于， 所述截面設(shè)定部基于所述體數(shù)據(jù)，將包含所述被檢査體的乳頭的軸截面設(shè)定為所述特定軸截面。
4. 如權(quán)利要求2所述的超聲波診斷裝置，其特征在于， 所述截面設(shè)定部通過圖像識別自動設(shè)定所述特定軸截面。
5. 如權(quán)利要求2所述的超聲波診斷裝置，其特征在于， 所述非圖像化部分運算部基于由所述截面設(shè)定部設(shè)定的所述特定軸截面的圖像數(shù)據(jù)，計算所述特定軸截面中的胸廓線。
6. 如權(quán)利要求2所述的超聲波診斷裝置，其特征在于， 所述非圖像化部分運算部將根據(jù)由所述截面設(shè)定部設(shè)定的所述特定軸截面的圖像上的3個點以上的點所確定的圓弧，作為所述非圖像化部分進 行計算。
7. 如權(quán)利要求2所述的超聲波診斷裝置，其特征在于， 所述非圖像化部分運算部將由所述截面設(shè)定部設(shè)定的所述特定軸截面的圖像上的2個點以上的點、以及通過1個點的切線與水平線所成的角所 確定的圓的圓弧，作為所述非圖像化部分進行計算。
8. 如權(quán)利要求2所述的超聲波診斷裝置，其特征在于， 所述非圖像化部分運算部將平滑連接由所述截面設(shè)定部設(shè)定的所述特定軸截面的圖像上的多個點與所述特定軸截面的圖像上的高亮度點的線， 作為所述非圖像化部分進行計算。
9. 如權(quán)利要求2所述的超聲波診斷裝置，其特征在于， 所述非圖像化部分運算部將平滑連接由所述截面設(shè)定部設(shè)定的所述特定軸截面的圖像上的高亮度點的線，作為所述非圖像化部分進行計算。
10. 如權(quán)利要求2所述的超聲波診斷裝置，其特征在于， 所述彎曲C模式線運算部構(gòu)成為能夠變更所述彎曲C模式線的曲率。
11. 如權(quán)利要求2所述的超聲波診斷裝置，其特征在于，所述彎曲C模式線運算部構(gòu)成為能夠變更多個彎曲C模式線之間的厚度。
12. 如權(quán)利要求2所述的超聲波診斷裝置，其特征在于，所述彎曲C模式面運算部，計算使由所述彎曲C模式線運算部生成的 所述彎曲C模式線沿軸向方向水平移動而形成的所述彎曲C模式面。
13. —種超聲波診斷方法，基于通過對被檢査體進行超聲波掃描而生 成的體數(shù)據(jù)，生成并顯示檢査部位的C模式圖像的圖像數(shù)據(jù)，其特征在于， 包括彎曲C模式面生成工序，基于所述體數(shù)據(jù)，不包含非圖像化部分地生 成由彎曲的彎曲面形成的彎曲C模式面；以及彎曲C模式圖像生成工序，基于由所述彎曲C模式面生成工序生成的 所述彎曲C模式面的數(shù)據(jù)，生成彎曲C模式圖像的圖像數(shù)據(jù)。
14. 如權(quán)利要求13所述的超聲波診斷方法，其特征在于， 所述彎曲C模式面生成工序還包括 截面設(shè)定工序，基于所述體數(shù)據(jù)設(shè)定特定的軸截面； 非圖像化部分運算工序，基于由所述截面設(shè)定工序設(shè)定的所述特定軸截面的圖像數(shù)據(jù)，計算所述特定軸截面中的非圖像化部分；彎曲C模式線運算工序，基于由所述非圖像化部分運算工序生成的所 述特定軸截面中的非圖像化部分，計算所述特定軸截面中的彎曲C模式線; 以及彎曲C模式面運算工序，基于由所述彎曲C模式線運算工序生成的所 述彎曲C模式線，計算所述彎曲C模式面。
15. 如權(quán)利要求14所述的超聲波診斷方法，其特征在于， 所述截面設(shè)定工序基于所述體數(shù)據(jù)，將包含所述被檢査體的乳頭的軸截面設(shè)定為所述特定軸截面。
16. 如權(quán)利要求14所述的超聲波診斷方法，其特征在于， 所述截面設(shè)定工序通過圖像識別自動設(shè)定所述特定軸截面。
17. 如權(quán)利要求14所述的超聲波診斷方法，其特征在于， 所述非圖像化部分運算工序基于由所述截面設(shè)定工序設(shè)定的所述特定軸截面的圖像數(shù)據(jù)，計算所述特定軸截面中的胸廓線。
18. 如權(quán)利要求14所述的超聲波診斷方法，其特征在于， 所述非圖像化部分運算工序?qū)⒏鶕?jù)由所述截面設(shè)定工序設(shè)定的所述特定軸截面的圖像上的3個點以上的點所確定的圓弧，作為所述非圖像化部 分進行計算。
19. 如權(quán)利要求14所述的超聲波診斷方法，其特征在于， 所述非圖像化部分運算工序?qū)⒂伤鼋孛嬖O(shè)定工序設(shè)定的所述特定軸截面的圖像上的2個點以上的點、以及通過1個點的切線與水平線所成的 角所確定的圓的圓弧，作為所述非圖像化部分進行計算。
20. 如權(quán)利要求14所述的超聲波診斷方法，其特征在于，所述非圖像化部分運算工序?qū)⑵交B接由所述截面設(shè)定工序設(shè)定的所 述特定軸截面的圖像上的多個點與所述特定軸截面的圖像上的高亮度點的 線，作為所述非圖像化部分進行計算。
21. 如權(quán)利要求14所述的超聲波診斷方法，其特征在于，所述非圖像化部分運算工序?qū)⑵交B接由所述截面設(shè)定工序設(shè)定的所 述特定軸截面的圖像上的高亮度點的線，作為所述非圖像化部分進行計算。
22. 如權(quán)利要求14所述的超聲波診斷方法，其特征在于，所述彎曲c模式線運算工序能夠變更所述彎曲c模式線的曲率。
23. 如權(quán)利要求14所述的超聲波診斷方法，其特征在于， 所述彎曲C模式線運算工序能夠變更多個彎曲C模式線之間的厚度。
24. 如權(quán)利要求14所述的超聲波診斷方法，其特征在于， 所述彎曲C模式面運算工序，計算使由所述彎曲C模式線運算工序生成的所述彎曲C模式線沿軸向方向水平移動而形成的所述彎曲C模式面。
全文摘要
本發(fā)明提供一種超聲波診斷裝置及超聲波診斷方法，基于通過對被檢查體進行超聲波掃描而生成的體數(shù)據(jù)，生成并顯示檢查部位的C模式圖像的圖像數(shù)據(jù)，具有體數(shù)據(jù)生成部，生成體數(shù)據(jù)；彎曲C模式面生成部，基于由該體數(shù)據(jù)生成部生成的體數(shù)據(jù)，不包含非圖像化部分地生成由彎曲的彎曲面形成的彎曲C模式面；以及彎曲C模式圖像生成部，基于由該彎曲C模式面生成部生成的彎曲C模式面的數(shù)據(jù)，生成彎曲C模式圖像的圖像數(shù)據(jù)。
文檔編號A61B8/00GK101283916SQ20081009242
公開日2008年10月15日 申請日期2008年4月9日 優(yōu)先權(quán)日2007年4月9日
發(fā)明者岡村陽子, 神山直久 申請人:株式會社東芝;東芝醫(yī)療系統(tǒng)株式會社