專利名稱：超聲波診斷裝置及其控制方法
波it斷^J^LM制方法
狀領(lǐng)域
;^發(fā)明涉;s^^波i貪斷^^^5i，制方法，本發(fā)明特別是涉;sjMi^^心
電信號絲成的^L信號，^^皮糾內(nèi)，通it^聲波，進(jìn)行3^N3描的超聲波 i貪斷^i^LM制方法。 背景狀
近年，可將3維圖像怍為運(yùn)動圖像而顯示的超聲波診斷裝置的開發(fā)急i^ 選艮，如果與過去的2維圖^Ntbi歐，可顯示高》嚼率并JD^寬范圍的診斷圖 像。
但是，由于超聲波診斷裝置iMJ在生物體內(nèi)傳播的超聲》^^形成診斷圖像， ^t^l聲irf^辦的發(fā)送^，直到接齡自生物體內(nèi)的^H^止的時間即使 在3^^聲波診斷裝置中，仍與2^^聲波診斷裝SJJ^目同。于是，如果要 以較高的M率，對生物體內(nèi)的3維空間范圍進(jìn)4亍掃描，則掃描^^的波位 (beam position)數(shù)量增加，對于規(guī)定范圍的掃描所需要的時間，3維超聲波診 斷裝置""^L長于2 ^^^波i貪斷^^置。即，如果^^相同的空間，率，則通 過3維超聲波診斷^im得的3維圖4象的幀頻(3維圖像的更鄉(xiāng)率)A^、SJi 低于通過2 ^^^波診斷裝M^得的2維圖4象的幀頻。
為了解決該問題，人們自以往:lfc^討了各種方法(專利文獻(xiàn)l，專利文獻(xiàn)2 等)?；镜南敕ㄊ菍⒊蔀樵\斷對象的整個范圍(在下面稱為"全容積(full volume)")分割為多個小區(qū)域(在下面稱為"子^P、")，將以較高的幀頻對子 $^、的3維空間進(jìn)行掃描的圖^^據(jù)齡，獲#^ 、的3維圖氛在該方法 中，由于子^P、的，J^則時刻針對每付^P、而不同，糾于子^P、的^SM兌， 重要的;i確〗呆空間的連續(xù)性。
另一方面，才Miit^lHi,伴隨呼吸，心臟的跳動，其診斷對象^M立 紋。 由此，比如，在專利文獻(xiàn)l等中，//Hf有與心臟的運(yùn)動同步，獲得子^^P、內(nèi)的 多個圖傢4^據(jù)的4支術(shù)。專利文獻(xiàn)1等公開的凈脈涉及將心臟的3維圖像怍為運(yùn)
動圖像，實時地形成的才i^， ^fei如下。作為與心臟的運(yùn)動同步的信號釆用心電'圖的信號，即、ECG (ElectroCardioGram)信號。更^#^說，將在心臟的擴(kuò)^^期產(chǎn)生的R波 信號用作ECGliiL信號。
將打算，膽的心臟的3維區(qū)域糾(全容積)分割為比如，4付容積，針 對每付^P、，按照與JiiiECG)li^信號同步的定時，收集l次心跳量的圖像 數(shù)據(jù)。該1次心跳量的圖^^t據(jù)由多個幀圖像形成。比如，每次心跳時(每當(dāng) ECG觸發(fā)信號的1個周期)，按照20次^l地對同""^^^ii行掃描，由此， 在同-"f"容積，收集20個幀圖1象。&匕場合，如果將心跳的周^K^為1秒， 則4f對每^H"^^^得的圖傢數(shù)據(jù)的幀頻為20fps( frames per second),對于將 心臟的運(yùn)動作為運(yùn)動圖像絲獲而言;l^充分的值。
另一方面，在^it過各子^P疾得的圖^a據(jù)掩^，合成全^R的圖^^ 據(jù)時，城過子^P戚得的多個幀圖像中，從^f"^P、中抽出相同的"時間相 位"的幀圖像，將^4^，形成全^ 、的幀圖像。^E，"時間相位"指以ECG li^信號的;^時刻為M的^J:。通常，心臟的》|^、擴(kuò)展的運(yùn)動為與ECG Ifc^信號同步，具有同步性的運(yùn)動。于是，如^^各自的子^ 、中抽出相同"時 間相位"的幀圖像，將它們齡，則lJ^角保子^P之間的空間的錄性。實際 上，從接近ECGli^信號的一方起，按照v^l掃描的力lW，射己"時間相餅 號"，將W目同"時間相賄號"的掃描中獲得的幀圖^^，合成全^P、的圖H 比如，^^^P、分割為4個子^P、A， B， C， D， ^it行20次各子容積的^！ 掃描的場合，針對每^H"^P、，獲得>^"時間相^號0"，到"時間相^^號19" 的20張幀圖像。另夕卜，從子^^P、A， B， C， D中抽出相同"時間才EH游號"的 幀圖像，將#^,由此，將與該"時間相^^號"相對應(yīng)的全^k的圖像合成。 該#^4十對每個'時間相餅號"而進(jìn)行，將從"時間相餅號0"到"時間才lHi^
號19"的全^P、圖像合成。其結(jié)果是，e^的全^ 、的幀圖像的數(shù)量4+^每個
ECG觸發(fā)信號為比如20個，全^k圖像的幀頻成為與子^h的幀頻相同的值。 即，可形成比如，具有20fps的幀頻的全^P、的運(yùn)動圖傳"
專利文獻(xiàn)l: US6544175號專利說明書
專利文獻(xiàn)2: JP特開2007--20卯8號文獻(xiàn)
IMi^P樣，在專利文獻(xiàn)1等公開的e^"^M^中，按照每個ECG觸發(fā)信號， 多^JjW" 1 M^k內(nèi)部進(jìn)4亍掃描。在該^SJ^掃描的場合，通常針對每個發(fā)i^，沖，一ii^^聲^L^的發(fā)送方向，一i^j"子容積的內(nèi)部進(jìn)行掃描。由 此，各^J^掃描所需要的時間(在下面稱為"^^掃描周期"。其倒數(shù)相
lt量的乘積而確定。
其中，樂W中^周期受診斷對象部位的最大診斷距離(診斷對象部位的深 度)制約。如^J^t^gJJ^期雄，則可診斷的船的^ 小。反之，如果 樂辦^J^I期過長，則每個子^P、的^J^掃描周期變長，這樣，幀頻剮氐，作 為運(yùn)動圖像的時間，率變凈i1^1
由此，通常，將在滿;i^大診斷距離的范圍中獲得盡量高的幀頻那樣的脈
沖^SjJ^娜先i^;固定值，按照每個已i議的樂辦^gjj^期，對發(fā)送;狄 的位置進(jìn)行更新。
另一方面，子容積內(nèi)的發(fā)送波位數(shù)對Mt子^P、的H、即子^ 、的掃描 范圍而確定。如果i^^割lt量一定，則子^H的寬度才^^^的^1而確定， 因此，發(fā)送波位數(shù)量可^^全容積的H即診斷對象部位的M而J^確定。
^J1樣，# 斷對象部位的^^和^1，分別決^J^t^JJ^期和發(fā)送 波位數(shù)量，其結(jié)^Jiii^l掃描周期確定。如果診斷對象部位的^JL和t^L相 同，則^l掃描周期也可iM;—定的固定值，這樣，在過去，采用預(yù)先i議的 固定的>0^掃描周期。
但是，fJii^卩樣，子^P、的^l掃描通過ECG)li^信號而開始，在下一 ECG^^信號到來之前，^J^y3描相同子^ 、。如果下一 ECG li^/f言號到 來，則移動到相鄰的子^1、，開始在該子^P丄的^Ji3描。
由此，在ECG^/f言號的間距、即心跳周期不是預(yù)定的固定的>0>掃描周 期的 _倍的場合，緊接ECG淘波信號到來之前的^t的^l掃描在中i^皮中 斷。其結(jié)果是，在絲的>^^掃描中的獲得數(shù)據(jù)不能用作完整的圖像，W尋不 作為無用的數(shù)據(jù)而廢棄。在此場合，不^l^得數(shù)據(jù)的利用效率降低，而且無法 獲得緊接ECG ^L信號之前的狀態(tài)的心臟圖氛無論是在#4^^分割為子容 積而進(jìn)行掃描的情況下，^￡^在不#4^^分割為子^^的情況下直接進(jìn)行掃 描的情況下，只要采用ECGli^信號，開始掃描，便會產(chǎn)生該問l于是，人 們希望^ii行圖像診斷的方面，改善該問題。

發(fā)明內(nèi)容
7;^發(fā)明p^十對上述情況而提出的，本發(fā)明的目的在于4^供防jtJ寸于緊接
ECG^L信號之前的^J^掃描在掃描的中途帔中斷的情況，可提高獲^^t據(jù)的 利用效率，并JUi可形成緊接ECG觸發(fā)信號之前的圖像的超聲波診斷裝J^其 控制方法。
為了解決上述課題，本發(fā)明的超聲波診斷裝置的特征在于其包^^聲波探
頭，其一邊沿主掃描方向和副掃描方向，^^聲波》^^3描， 一邊輸出發(fā)it^
沖，其收絲自被糾內(nèi)的^Jt信號；掃描控制部，其WRP，輸入針對每個 心跳的周期而輸出的^_信號，相對上述被M的所需的診斷區(qū)域，^yjiii !^L信號，到下一^JL信號的期間，按照多次AJ^-hi^l聲^A^描，通過 上ii^i^^中的脈沖^X^期的控制，控制上i^l掃描周瓶圖像形成部， 其形成與上述各>0>掃描周翻目對應(yīng)的圖像，上述掃描控制條照上i^Ji3 描周期的^t倍為基于上鄉(xiāng)發(fā)信號的周期的參照值的方式，確定而控制上述
另夕卜，本發(fā)明的超聲波診斷裝置的控制方法的特M于該方法包括下述步 驟(a)—邊沿主掃描方向和副掃描方向^^^聲^^i3描， 一邊輸出發(fā)iHl^t， 收絲自被檢體內(nèi)的^H言號；(b) ^MP輸入針對每個心跳的周期而輸出的 觸發(fā)信號，相對上述被糾的所需的診斷區(qū)域，^Ji鄉(xiāng)發(fā)信號，到下一觸 發(fā)信號的期間，按照多次^J^W^JJi^聲^M3描，并ilitiiJi^J^^中 的樂辦^gjj^期的控制，控制上ii^O^掃描周瓶(c)形成與上述各^1掃描 周翻目對應(yīng)的圖4象，在步驟(b)，按照J(rèn)ASJi3描周期的整數(shù)倍為基于上述 ^L信號的周期的參照值的方式，確定而控制-tiiJ^tU周期。


圖1為以示意方式表示3維的^i聲波it斷^置的誠^i3描的圖。 圖2為表示^JL明的超聲波診斷裝置的結(jié)構(gòu)實例的方框圖。 圖3為li^L性(triggered) 3維診g式(子^^3描)的"fif動作fe念 說明圖。
圖4為^i生3維診^f莫式(全^P由描)的^it動作扭Jfc^兌明圖。 圖5為說明過去的^i生3維診4^莫式的問現(xiàn)泉的圖。 圖6為說明本發(fā)明的超聲波診斷裝置中的liiL性3維診^^式的動作扭無念 的圖。圖7為表示^0^掃描周期的變更方法(第1方法)的處理實例的流程圖。 圖8為預(yù)備掃描模式的掃描積無#向)1*^性3維診*^莫式##的模式## 的^t念的圖。
圖9為表示^^掃描周期的變更方法(第1方法)的動作說明圖。 圖10為表示^Ji3描周期的變更方法(第1方法)的樂辦^Oj^期的變更 扭無念的圖。
圖11為通過數(shù)值例來說明心浪Mfcl^變^的^J^掃描周歉間的關(guān)系的圖。
圖12為表示^l掃描周期的變^r法(第2方法)的處理實例的流程圖。 圖13為表示^1掃描周期的變^法(第2方法)的動作說明圖。 圖14為表示>0>掃描周期的變更方法(第3方法)的處理實例的;;^呈圖。 M實施方式
參照附圖，對本發(fā)明的超聲波診斷^S^Wt制方法的實施方iCi^ti兌明。 (1)她清#絲
圖1為以示意方式表示本實施方式的超聲波診斷裝置1的^i聲i^的掃描 狀態(tài)的圖。^!聲波診斷裝置1通過按照2維朝g'J有多^￡聲波振子11的超聲波 探頭IO,形成細(xì)的超聲i^。朝向被檢體的希望的診斷區(qū)域3i^H亥超聲沈良， 以電子方式沿主掃描方向和副掃描方向^ti貪斷區(qū)域的范圍進(jìn)行掃描。從診斷區(qū) 域的A^信號，獲得主掃描方向、副掃描方向和距離方向的3維信息。
相對按照1維方^剛有超聲波振子的以往的1 ^!聲波探頭的掃描范圍 為平面狀的范圍的情況，本實;^iUt樣的2維超聲波探頭10的掃描范圍為3 維的立體范圍。另外，由于對^^t^細(xì)的超聲^L^:行掃描，故可從更寬范 圍的i貪斷區(qū)域，獲得艮高的，率的3維信息。可才Mt已獲得的3維信息，形 ^A任意的方向XW的3維圖像、或按照任意的斷面而切取的斷面圖H
另一方面，由于沿主掃描方向和副掃描方向掃描超聲波束，；!Wi貪斷區(qū)域 整體(全容積)進(jìn)行掃描的波^t對目對平面狀的掃描范圍，絲增加。其結(jié) 果是，如果單^kA端部到端部按順序?qū)θ玘 、的范圍進(jìn)行掃描，則對全^R 掃描l次的時間增加。由此，全^P、圖像的幀頻斷氐。
于是，象前述那樣，在本實施方式的超聲波診斷裝置1中，采用下述的方 法，在該方法中，#4^^、分割為多個(比如4個)子^P"按照較高的幀頻(比如，20fps)對^I^^P進(jìn)行掃描，將^^^"^^I^尋的幀圖寸象^M^ 掩^，冶、成全^R的幀圖^象。由于全^P、圖像的幀頻也可實現(xiàn)與子^ 、的幀頻 相同高的幀頻(比如，20fps)，故即^^f于具有心臟這樣的運(yùn)動的診斷區(qū)域，仍 可實時地形成3維的運(yùn)動圖像。
圖2為表示超聲波診斷裝置1的結(jié)構(gòu)實例的方?jīng)_匡圖。超聲波診斷裝置1包 括比4p^聲波探頭10、發(fā)送翻丈部20、信號處理部30、圖像形成部40、顯示 部50、系統(tǒng)控制部60、掃描控制部70、,部80等。
超聲波探頭10包^^照格子狀排列的多^^聲波振子11, ^^M^送接收
部20的發(fā)送部2i輸出的發(fā)i^w中信號，形^^聲》:^辦，并朝向被^^發(fā)l
另外，將A^^^絲來的超聲^^H言號變涵電信號，將絲出給發(fā)送接 收部20的接收部22。進(jìn)而，才^^M3描控制部70輸出的^A^3描控制信號， 沿主掃描方向和副掃描方向來掃描超聲;^。
^L送接收部20的發(fā)送部21中，才緣由掃描控制部70形成的定時信號等， 形成^^各超聲波振子ll的發(fā)i^辦。另外，為了同才"W+緣由掃描控制部70
的艦量等。
^EJL送接收部20的翻欠部22中，對來自從各超聲波振子11輸出的被糾 的^g^信號進(jìn)4豫大，>^對以信號變換為數(shù)字信號。另外，才賺通過掃描控制 部70形成的^^^3描控制信號，將用于決定翻丈用的超聲^L^的掃描方向的延 遲彭議為各超聲波振子ll的雄言號，然后進(jìn)份口絲算，微行了加絲 算的信號作為^^形成的>gJN 信號，輸出^f言號處理部30。
在信號處理部30中，對從接收部22輸出的^Ht號，進(jìn)行濾^t理等的 信號處理，將藩出給圖像形成部做
在圖像形成部40中，對應(yīng)于波^3^置，才N^^H言號形成3維圖像數(shù) 據(jù)，特別是在^實施方式的超聲波診斷裝置1中，進(jìn)行針對每^^^P、形成圖 ^^t據(jù)并^^各子^P、圖像合成全^P、的3維圖^^:據(jù)的處理。該合i^理為 與掃描控制部70的動作^^動的處理，關(guān)于其細(xì)部，將^面描述。
在圖像形成部40中，對已合成的全容積的3維圖傢lt據(jù)進(jìn)^^^處理等， 形威/^任意的角度觀看的3維圖像、或按照任意的面切斷的斷面圖像等，將其 輸出給顯示部70。3維圖^lt據(jù)可提供比^^個20fps的幀時間^L^新的運(yùn)動圖像。可在診斷中，實時^1^動圖^^出給顯示部70，但是，也可將圖^lt據(jù)
臨時地^M^at當(dāng)?shù)慕z器中，在診斷后，離線緣出運(yùn)動圖像，或切出運(yùn)動
圖^f象的""^分，輸出靜止畫。
顯示部70為比力魂it^晶顯示裝置等構(gòu)成的顯示器,顯示從圖傢形成部40 輸出的圖^象、^#診斷用> 。
^ft部80為所{胃的/4 口 ，可相對超聲波診斷裝置i i5:^Mti:M^莫式、
隨^it斷模式的^t^lt本實施方式的超聲波診斷裝置1的特#于## ECG觸發(fā)信號可將跳動的心臟的運(yùn)動作為3維的運(yùn)動圖像來顯示的診J^莫式 (在下面稱為觖義性3維診,式)，但是，也可按照其它的過去具有的2維診 ^f^式而動作。it些it^f莫式的i議、切換經(jīng)由,部80 iMi行。
在系g制部60中，#^1過#^部8(H議的診S^莫式、^t#lt進(jìn) 4亍^1聲波^貪斷^^ 1的*的控制。
在掃描控制部70中，進(jìn)行與診B^莫i^目對應(yīng)的超聲》:^的^^管ig^發(fā)送 接收的時間管理。特別是在li^性3維診^^莫式中，才M^從心電計100輸出的 ECG信號(R波)形成ECG觸發(fā)信號(觸發(fā)信號)，與該觸發(fā)信號同步地決定 每個子^^的^^H描位置(主掃描方向和副掃描方向)、與子$^ 、內(nèi)的>^1掃 描有關(guān)的諸元，將無出給發(fā)送接收部20、圖像形成部40。另外，決^￡聲波 束的發(fā)iHl^t^OJ5率(prf: pluse repetition frequency)等的發(fā)ilU^中諸元， 基于發(fā)^Ji^t諸元的M定時信號^it過掃描控制部70形成' (2) li^性3維診Hl^莫式的動作 對fji^p樣構(gòu)成的超聲波診斷裝置l的動作、特別;Ui^性3維診E^莫 式的動作iiffi兌明。
圖3為說明^i生3維診,式的動作原理的圖，為比如在專利文獻(xiàn)1等 中^Hf的技術(shù)。)li^性3維診S^莫iU^要以心臟為診斷對象，為4頓淑匕動而 變化的心臟的運(yùn)動作為3維的運(yùn)動圖像進(jìn)行顯示的診E^莫式。在觖&性3維診 4^莫式中，從心電計100輸入與患者的心臟的跳動相對應(yīng)而 的心電圖信號 (ECG信號)，形成稱為ECG觸發(fā)信號的ii^t信號。作為ECG信號多釆用在 心臟的擴(kuò)絲期附近渝出的脈沖狀的R波的信號(參照圖3 (a))。將該ECG 信號輸AJ'J掃描控制部70中，iMJ適合的閾值形成ECG觸發(fā)信號(參照圖3 (b) )。 ECG觸發(fā)信號為與跳動同步的信號，在心跳為在1秒的期間60次的場合，ECG觸發(fā)信號的周期為1秒。
在lfc^性3維診^^莫式中，^it斷區(qū)域的，(全^ 0分割為多M容 積(分割區(qū)域)，按照每個ECG觸發(fā)信號掃描^^子容積。比如，如圖3 (f)中 列舉的那樣，^^^P、分割為4付^RA， B， C和D。另夕卜，對應(yīng)于ECG )li^信號的觖良0， 1, 2， 3的輸入，^^、子容織A, B， C和D的;',進(jìn)行掃 描。
此時，對于各子^K不僅僅掃描1次，而;L^多次(N次)^feii行掃描。 圖3為表示進(jìn)行4次(N = 4)的及J^掃描的實例。由于4f5f^^子容織的1次掃 描時間Tf^述的那樣，與運(yùn)動圖像的幀時間(幀頻的倒數(shù))相對應(yīng)，妙了 獲4種滑的運(yùn)動的運(yùn)動圖像，t^f是在比如，50ms ( =l/20fps)左右或在其以 下。如果MECG ^^f言號的周期為1秒，另外1次的掃描時間為上述的50ms, 則每^H"^H的^1掃描數(shù)量N為20。圖3表示為了便i^兌明，每M^P、的 >^1掃描數(shù)量N為4的場合的實例。
即^M"相同子^^^行^1掃描的情況下，由于心臟周斯^J4^動，所 以如泉表自ECG敞&的^i^時間、即時間相位不同，則>^各^1掃描產(chǎn)生的圖
圖3 (c)所示的時間相^號按照1次的掃描時間的^f立，來劃分時間相 位，從接近ECG觸發(fā)信號的一方，將序號附加成"O"， "1", "2"， "3"。在圖3 (d)中，按照"A0" "A3"， "B0，，~"B3", "C0，， "C3", "D0" "D3，，的方式 使"該時間相M號"O"， "1", "2"和'3"，與子容積A， B， C和D相關(guān)^來， 按照時間序列而Wi聲;狄的掃撒',#^'
從信號處理部30向圖像形成部40才鵬該掃描順序?qū)崟r地渝出被信號處理 后的來自被旨的^SJt信號。
圖3 (e)為表示通過圖像形成部40進(jìn)行的全^H的合成方法的圖。在圖像 形成部40中，M過時間相位亭號i尸^出的各子^P、的數(shù)據(jù)中，抽出相同時間 相^^f號的數(shù)據(jù)，通過子^^、A， B， C， D^MUt行合成。即^^:相同時間 相*號的子^^教據(jù)，實際Ji^得它們的時刻分別相異ECG觸發(fā)信號的周期 量。但是，由于認(rèn)為心臟的形狀的變^^有與ECG觸發(fā)信號的周翔目同的周期 性，故將相同的時間相^號的子容積接^而獲得的全^P、圖像的空間的連續(xù) '^4Ui被確保。^a得與時間相^^號0相對應(yīng)的子^P、"DO"的數(shù)據(jù)的時刻，已獲得子容 積"AO"， "B0"， "CO"的數(shù)據(jù)，在該階段，產(chǎn)生與時間相*號0相對應(yīng)的全容 積的圖Y象。
接著，在獲得與時間相^^號1相對應(yīng)的子^ 、"D1"的數(shù)據(jù)的時刻，已獲 ;f桿^^"Al", "B1"， "C1"的數(shù)據(jù)，產(chǎn)生與時間相^號1相對應(yīng)的全^P、的 圖像。在下面同才桃，形成時間相4餅號2和3的全$^、的圖像。
如果子容積D的掃描"D3"結(jié)束，則返回到子容積A,進(jìn)行掃描。此時，最 初獲得的掃描數(shù)據(jù)"AO"置換為前一個形成的時間相位序號0的全^ Jt據(jù)的 "A0"，更M的時間相M號0的全容織圖像。
fil樣，全容扭圖傢按照每^K"^P、的1次的掃描時間(在下面稱為^ 掃描周期Tsv)的"^^皮形^Ul更新。
這*木即使全^^*的掃描時間實際上較長，仍可看上去^fe照子^F、 1 次的掃描時間，對全^^^ii行掃描那樣。即、t^絲可使子^P、圖像的幀
頻和全^p、圖像的幀頻扣:^目同(^ 目同)。
比如，在通常的方法中，全^P、圖像的幀頻因掃描時間的約束，僅僅能達(dá) 到5fps。即^/^該情況下，#4^^ 、分割為4 M^1、，由此，各子容積的掃 描時間為全容積的1/4，作為各子容積圖像的幀頻，獲得4倍、即20fps。在觸 發(fā)性3維診J^莫式中，子^P、圖像的幀頻直接成為全^K圖像的幀頻，由此， 如果與通常的方法相tb^，則獲得4倍高的幀頻。
^Jii樣，對于觖義性3維i貪^f莫式即^^t較寬的3維i貪斷區(qū)域，也能夠按 照較高的幀頻獲得較高的辨率的圖像，由此，即^^t于具有心Mil樣的運(yùn) 動的診斷對象，仍可形成實時的運(yùn)動圖傳、
但是，象ir述的那才羊，在過去的lfc^性3維診l^莫式中，^Ml預(yù)先iR的 固定的>0>掃描周期。由此，在ECG觸^^言號的間隔、即心跳周期Tecg不是 預(yù)先i^的固定的^l掃描周期的^:倍的場合，緊接ECGli^信號到來之前 的絲的級掃描在中敏中斷。
另外，如絲過使同時接收的^^:量增加等縮短全^P、的掃描時間，則 不#^^^分割為子^ 、，仍照原樣掃描，即^t^該情況下，仍可確保充分高 的幀頻。在圖4中，iMJECGlfc^信號的同時，不^4^^A分割為子^P、， 進(jìn)行掃描。即^^該情況下，在ECG^^f言號的間隔、即心跳周期Tecg不是預(yù)先忠t的固定的^0^掃描周期的整數(shù)倍的場合，同樣;Nk^jt緊接ECG觸發(fā)信
號到達(dá)之前的氣昏的及J^掃描在中逸故中斷的問題。在下面的說明中，以對已 分割的子容積進(jìn)行掃描的場合為實例而進(jìn)行說明，但是，不排除不分割為子容 積，對全^PJi行掃描的場合。
圖5為^^說明該問題泉的圖。圖5 (a)表示ECG^L信號，ECG敝 信號的周期為心跳周期TECG。圖5 (b)為表示^1對子^P、 A進(jìn)行掃描的狀 況的圖。在該例子中，是^^對子^KA以固定的周期Tsv。(在下面，將該周 期稱為^J^掃描周期(初始值)Tsvq)進(jìn)行20次(從時間相位序號0到時間相 4錄號19)及1掃描的圖。
但是，心跳周期TECG并不限于^Oi3描周期(初始值)Tsvo的^t倍。由
此，在^的^Ji3描(時間相餅號19)的掃描結(jié)束之前，殘留多余時間Tr， 下一 ECG觸發(fā)信號(觖義1)到來。由于ECG觸發(fā)信號(觖&1)的到來， 子容積A的掃描;^Ll1，轉(zhuǎn)移到下—容積B的掃描(參照圖5 (c))。其結(jié)果是， 時間相位序號19的數(shù)據(jù)并不完全，不能夠用于全^R的圖傢^^成。
于是，在^實施方式的超聲波診斷裝置1中，將^l掃描的周期fiU不是 固定的而是可變更的vSJi3描周期Tsv。而且，如下iiil樣構(gòu)成，即通過按照v^ 復(fù)掃描周期Tsv的^t倍為心跳周期Tecg的方式求出^Ji3描周期Tsv，通過 ^^^^Ji3描周期(初始值)Tsvo所求出的及l(fā)掃描周期Tsv，運(yùn)4豫義性3 維診附莫式。
圖6為i兌明該^^見吝、的圖，圖6 (b)為基于變更前的應(yīng)J^掃描周期(初 始值)Tsvo的掃描，圖6 (c)表示基于變更后的及直掃描周期Tsv的掃描。
在變^的掃描中，由于^l掃描周期Tsv的^:倍為心跳周期TECG，故 M時間相^/f號0,到^的時間沖!Hi^號18的^1掃描不缺少的情況下進(jìn) 行。由此，與緊接賦l之前的期間的心臟的運(yùn)動有關(guān)的數(shù)據(jù)也能夠iU員喊 得。下面對^Oi3描周期的變^r法進(jìn)行^^說明。 (3)^!掃描周期的變更方法(第1方法)
圖7為表示^1掃描周期的變更方法(第1方法)的處理例子的流程圖， 圖9為其說明圖。這些處Si要通過掃描控制部70來進(jìn)行。在第1方法中，通 it^悉體上均勻地變更構(gòu)^J^掃描周期Tsv的內(nèi)部的發(fā)i^辦的l^t^Jjfl 期Tp，進(jìn)行^1掃描周期Tsv的變更。^it里，務(wù)辦^l周期Tp為l^t^Jj^率PRF (PulseR印etitionFrequency)的倒數(shù)。
在本實施方式的超聲波診斷裝置1中，^A^L性3維診S^莫i^:前， ii^^為^^4"掃描才莫式的面掃描(2維掃描)(步驟ST1 )。
圖8 (a)為說明預(yù)備掃描模式的一個實例的圖。在預(yù)備掃描模式中，通過 超聲^L^，交^k^目互直^^!2個面進(jìn)行掃描，扭轉(zhuǎn)50中排列tt示從 ^^掃描面獲得的2張圖^it據(jù)。預(yù)備掃描模式的主要目的為超聲波探頭10的 定位，才Wit過預(yù)備掃描模iC^得的2張圖像，判fi^l聲波探頭10的位財于 W匕 t&^進(jìn)行的li4L性3維診6lff^式的診斷對象^i是否適當(dāng)。預(yù)備掃描模式 由于為2面的掃描，故如果與li^性3維診S^莫式(立^^3描)相Jp嫩，則全 范圍的掃描時間非常短，肯^y^高的幀頻，所以適合于一ii^^^^波探頭 10移動一邊^(qū)J則i貪斷對象^Mi。
在預(yù)備掃描模式中，ECG觸發(fā)信號也一^被輸入(圖7的步驟ST5),檢 測ECG)li^信號的周期(心跳周期Tecg，)(步驟ST6)。將系數(shù)K (Kl)與 所求出的心跳周期T ecc，相乘，求出>^^1掃描周期Tsv等的^M^]的ECG 1^期(參照值)TECG (基于lfc^信號的周期的參照值)(步驟ST7)。系數(shù) K作為估計心沒ya:量的變化的敘艮系數(shù)，多取為比如0,9左右的值，但是，4 實施方式的說明方面來說，即使在K-1的情況下，々j殳有障礙，故在下面的 說明中，i線K = 1 ，即不區(qū)分心跳周期Tecg，和ECG Ifc^I期(參照值)TECG, 單^fe^示為心跳周期Tecc。
另一方面，如^t預(yù)備掃描模式中，從辦部80輸入向)^1性3維診喊 式##的才莫式##指示(步驟ST2 )， M當(dāng)?shù)?，器進(jìn)4抖刀始值的讀入(步驟 ST3 )。所讀入的初始值比如為樂^KSJJ^期(初始值)Tpo (或初始PRF。)、發(fā) 送波做量Nb等'
樂辦U周期(初始值)T。為才Wi貪斷對象^Mi的深度而預(yù)先i議的初始 值，比3一為劃分狄的數(shù)值，設(shè)定為Tpo-200ns (PRFq-5000Hz )。
另一方面，發(fā)i^皮^t量NB為才M^t斷對象"^Mi的^t而預(yù)先i^的值， 預(yù)先"i議為比如NB-261 (主掃描方向(AZ方向)29根，副掃描方向(EL方 向)9根)。
接著，計算戲掃描周期初始值Tsvo和頻數(shù)的U掃描率(步驟ST4 )。 ^X掃描率實質(zhì)上為構(gòu)a動圖像的幀頻的值，在下面將^1掃描周期初始值Tsv的倒lt稱為幀頻FRsv， #^亥初始^1稱為幀頻(初始值)FRsvo。
^0^掃描周期的初始值Tsvo可才Wi十算式Tsvo = T p^Nb求出(參照圖9
(b))。如果應(yīng)用前述的數(shù)值例子，則>0>掃描周期的初始值TWO為Tsvo-TpoXNB = 200jisx261=52.2ms。另外，幀頻(初始值)FRsvo為FRsvo = l/ Tsvo
=l/52.2ms = 19.2fps (frames per second )。
然后，對^^備掃描模式中的才娥心跳計算出的心跳周期tecg，能夠以不
缺少數(shù)據(jù)地完全的形^^得的^1掃描數(shù)量N (步驟ST8 )。該計算式可表示為比如N = int (Tecg/Tsvq)。在i!E， int ( ) ^^示ii4亍^^^去的^W狄理的運(yùn)沐
另夕卜，在圖6(b)， (c)或圖9(a)， (c)所示的實例中，通itJi述整數(shù)化運(yùn)算，^X掃描數(shù)量N為19 (相當(dāng)于從時間相4i^號0到18 )。
jH^卜，在下一步驟ST9，求出對于心跳周期tecg的M不漏掉、不剩*均勻^S5的^1掃描周期Tsv。 ^SJ^掃描周期Tsv可通itt匕如Tsv = Tecg/N的計算式求出。^!E求出的^Ji3描周期Tsv相當(dāng)于圖6 (c)和圖9 (c)的變^的a掃描周期Tsv。
在步驟STIO,將^Oi3描周期Tsv除以發(fā)送波位數(shù)量NB，計算在^1_掃描周期Tsv的內(nèi)部均勻^S己的發(fā)itl^t^l周期Tp。發(fā)i^^tOJfl期TV可通過Tp-Tsy/NB^4出(參照圖9 (d)X
M， ^^在步驟ST8 步驟ST10計算并確定的新的^lt、即A^1掃描數(shù)量N、反復(fù)掃描周期Tsv,發(fā)illl^tU周期Tp等，開始基于觖義性3維診斷模式的掃描(步驟STll)。
在這里，如果i^預(yù)備掃描模式下測定的心逸M^:量為74bpm (beats perminute),貝'j心跳周期tecg為縣'j數(shù)，約810ms (步驟ST6, 7)。另一方面，^!掃描周期的初始值Tsv。象前述那樣，為Tsvo-TpoXNB-ZOOjimsxZSl-52.2ms 。
如果將這些數(shù)，用于步驟ST8的^^^t理，則>^1掃描1 :量"為]^ =int (TWTsvo) = in" 810ms/52.2ms) = 15。
此時，>0>掃描周期(變更值)Tsv約為53.8ms，相對心跳周期810ms的剩余時間為約3ms (810ms - 15x53.8ms = 3ms )。另夕卜，此時的幀頻FRsv約為18.5fps, PRF為4844Hz (樂辦>0^周期TP為約206jis )。另一方面，在不進(jìn)行^gJi3描周期的變更，照原樣采用初始值的M的場
合，^J^掃描周期(變更值)Tsvo約為522ms，相對心跳周期810ms的剩余時間約為27ms( 810ms — 15x52.2ms = 27ms )。另夕卜，此時的幀頻FRsv約為192fps，PRF為5000Hz (樂辦^X^期Tpo為200ps )。
fit樣，#實施方式的超聲波診斷裝置1中,通itt^Ji3描周期Tsv,可使緊接ECG li^信號之前的數(shù)據(jù)不^^得期間(剩余時間)象比如^MJ々27ms到約3ms那樣地大幅JLW少。
但是，在步驟ST8的^W狄理中，如果僅財慮^W狄理，則還可進(jìn)行四舍五入的 ^狄理。但是，如果:^4亍四^^iA^:理，則其結(jié)果是，變更后的^Ji3描周期小于初始值，其結(jié)果是，務(wù)辦^周期的變更值也小于初始值?？sM^^gJJ^期這一點(diǎn)t木診斷對象頓的^JL將小iH十劃值(初始值)。
于是，在步驟ST8，進(jìn)行^t舍掉的^W^t理，按照^^J^掃描周期大于初始值的方式來變更，與jtb^目應(yīng)，樂辦^X^期M照大于初始值的方式變更。其結(jié)果是，在變^的1^中>0^瓶診斷對象部位的;狄大于初始值，可確實獲得計劃的i^l的數(shù)據(jù)。
圖10為以示意方^J^H亥樣子的圖。圖10 (a)為變更前的狀態(tài)，>SJ^3描周期Tsvo約為52.2ms。此時的J3^中^周期Tro象前述那樣，為200jis。與jtbf目對，圖10 (b)為變^的狀態(tài)，^0^掃描周期Tsv約為53.8ms，此時的樂辦U周期Tp約為206ns。 ！^tSjJ^期Tp^^初始值的200jis延長到約206ns,由此，可診斷的深彭口深了圖10 (b)的陰影線區(qū)域。
圖10 (b)為^^示心浪MSt量為74bpm時的變^的^l掃描周期Tsv約為53.8ms的實例的圖，同樣W目對其它的心浪ySt量，求出^Sj^掃描周期Tsv的結(jié)果的一個實例為圖ll。
圖11(a)表示4樹心逸傲72bpm的變晃昏的及J^掃描周期Tsy約為55.5ms的情況。順便說一下，此時的PRF約為4699Hz，樂J^KOJ^期Tp約為213fis。
圖U(b)表示4樹心逸傲76bpm的變更后的>11^掃描周期18￥約為52.6ms的情況。順便說一下，此時的PRF約為4960Hz， ！^中^SX^期Tp約為202jis。
無論是哪個心淑傲的情況下，樂辦^周期Tp樹目對初始值的200fis變長。(4) ^J^掃描周期的變更方法(第2方法)
圖12為表示>0>掃描周期的變更方法(第2方法)的處理實例的流程圖，
17圖13為其說明圖。與第l方法的流牙呈圖(圖7)的不同點(diǎn)為氣臺的處理的步驟ST100和步驟STU1，其以外的處理與第l方法相同。
在第1方法中，通it^悉體上均勻歧敗中^OJ^期Tp，進(jìn)行^J^掃描周期Tsv的變更，但是，在第2方法中， 僅僅-^分的發(fā)￡11^0中的脈沖>^1周期Tp，剩余的發(fā)i^辦的務(wù)辦^gX^辦為初始值的狀態(tài)，進(jìn)行>0^掃描周期Tsv的變更。
在第2方法中最單純的方法為對于^J^掃描周期Tsv內(nèi)的發(fā)il^辦中僅將^的發(fā)iHJ^沖的脈沖周期作為調(diào)整用發(fā)itJ^中周期TD，其以外的發(fā)iHJi^中的樂辦^JJ^期^^1初始值T。的方法。求出調(diào)整用發(fā)i^^沖周期TD的處理在圖12的步驟100進(jìn)行。
圖13 (c )， ( d)為該方法的說明圖。#^在步驟ST9新計算出的^1掃描周期Tsv，求出調(diào)整用發(fā)i^^沖周期TD ( = Tsv - Tsvo = Tgy - TpoXNB),將該調(diào)整用發(fā)it^沖周期td作為最后的發(fā)il^辦的脈沖周期。
通鄉(xiāng)2方法，^t^l掃描周期Tsv的^t倍J^為心跳周期TEcc這樣的關(guān)系，可減少緊接ECG^U^^L前的無用的期間。(5) ^gj^掃描周期的變更方法(第3方法)
圖14為表示^SJ^掃描周期的變更方法(第3方法)的處理實例的流程圖。"錄l、第2方法中，如果指示模iC^^多，則才娥已計算的診斷用錄(反復(fù)掃描周期Tsv、 ^H^OJ^期Tp等)，自動地開始觖&性3維診^^莫式，
與jtbf目對，在第3方法中，該LE如下處理，即一;i^MEJ^示部50中顯示已計算的診斷用a(步驟ST201)，用戶確認(rèn)新的診斷用M的內(nèi)^，判斷是否輸^##部80輸入的模式##指示的處理(步驟ST202 )。
另外，由于幀頻FRsv為診斷上重要的^^之一，M流程圖中，附加計算幀頻FRsv的處理(步驟ST200 )。
在第3方法中，由于可在用戶確認(rèn)已計算的診斷用^l!b^， 4^多到M性3維i貪S^莫式，故可進(jìn)行^w確實的診斷。
象以上i兌明的那樣，#^本實施方式的超聲波診斷裝置1與其制造方法，防jbJ寸于緊接ECG觸發(fā)信號之前的^1掃描在掃描的中途中斷的情況,可提高取得數(shù)據(jù)的利用效率，并J^形成緊接ECG^C信號之前的圖像。
jW^卜，本發(fā)明并不限于上述實施方式，在實施方式中，可在不脫離其實質(zhì)的范圍內(nèi)，tt《iL^部件來^^化。另外，通ii^上述實施方式中7/Hf的多個纟JL^部件的適當(dāng)?shù)慕M合，可形^Mt發(fā)明。比如，也可從實施方式中 /Hf的全部纟JL^部件中，刪除幾個《JL^部件。進(jìn)而，還可適當(dāng)組合不同的實施方式的組成部件。
權(quán)利要求
1. 一種超聲波診斷裝置，其特征在于包括超聲波探頭，一邊沿主掃描方向和副掃描方向掃描超聲波束，一邊輸出發(fā)送脈沖，收集來自被檢體內(nèi)的反射信號；掃描控制部，從外部輸入按照心跳的每個周期而輸出的觸發(fā)信號，對于上述被檢體的希望的診斷區(qū)域，在從上述觸發(fā)信號到下一觸發(fā)信號期間，多次反復(fù)地掃描上述超聲波束，并且通過上述發(fā)送脈沖的脈沖反復(fù)周期的控制來控制上述反復(fù)掃描周期；以及圖像形成部，形成與上述各反復(fù)掃描周期對應(yīng)的圖像，上述掃描控制部以使上述反復(fù)掃描周期的整數(shù)倍成為基于上述觸發(fā)信號的周期的參照值的方式，決定并控制上述脈沖反復(fù)周期。
2. 條W漆求1所述的超聲波診斷裝置，絲姊于 上述掃描控制部對于按照M^數(shù)量分割上述診斷區(qū)域而得到的分割區(qū)域的M, ^Ui，發(fā)信號到下一觸發(fā)信號期間，多次^l掃描上ii^聲波束，控^上述圖像形成辨娥上ii^J^掃描的順序，使通過每個Ji^分割區(qū)域的反復(fù)掃描獲得的數(shù)據(jù)相對應(yīng)^Mk^，形^Ji述診斷區(qū)域，的圖像。
3.條^f慎求l所述的超聲波診斷裝置，絲絲于配的方式，決定并控制上iii3^tU周期。
4.條W慎求3所述的超聲波診斷裝置，絲棘于 上述掃描控制部具有才財居上述被^^的i貪斷對象的，;J^^L而預(yù)先i5LAJJ^期初始值，Jiii^H^OJ^^f皮決^等于或大于-ti^^t^J^期初始值。
5. 條W怯求1所述的超聲波診斷裝置，絲絲于^M期初始值;發(fā)信號的周期時，^Jiii^l掃描周期的-^分中i線調(diào)整用發(fā)i^辦，按照^Jlii^Oi3描周期的^lt倍成為上i^^信號的周期的方式，決^Jl述調(diào)整 用發(fā)i^辦的J3^中^JJ^期。
6. 條W怯求5所述的超聲波診斷裝置，鉼棘于 上述調(diào)整用發(fā)^^沖為^JJ^Ji3描周期的^的位XJiiM 1個的發(fā)鈔沐
7.條糊要求1所述的超聲波診斷裝置，M絲于還包括 IM乍部，能夠通過用戶的操怍，開始基于上述被決定的脈沖A^周期的控制；顯示部，能夠顯甜鵬上述被決定的脈沖u周期而求出的診斷用^lt
8. 條W慎求7所述的超聲波診斷裝置，絲姊于 上述診斷用械包括上i40i3描周期ilg^掃描率、Jiii^Ji3描數(shù)、上述診斷區(qū)域的H上述診斷區(qū)域的果變、以及不能進(jìn)行l(wèi)t據(jù)收集的時間中 的至少1個。
9. "-^t超聲波診斷裝置的控制方法，^##于包4^下述步驟(a) —邊沿主掃描方向和副掃描方向掃描超聲i^， 一邊輸出^jtJi^t， 收絲自被糾內(nèi)的雄言號；(b) Wh^輸入按照心跳的每個周牆出的li^信號，對于Ji^被姊的希望的診斷區(qū)域，^/Ji，發(fā)信號到下一觸發(fā)信號期間，多;i^^掃描上述超聲^J^，并JJfiiJi^J^^中的^t^JJ^期的控制iM^制上i^Ji3描周期；(c) 形成與上ii^"^l掃描周^t應(yīng)的圖^^;在步驟(b)中，按照HJiii^^掃描周期的^:倍成為基于Jii^L信號 的周期的參照值的方式，決定并控制Jiiil^中U周期。
10. 才^^5U，J^求9所述的超聲波診斷裝置的控制方法，^#絲于 "述步驟(b)中，對于按照M^數(shù)量分割上述診斷區(qū)域而得到的分割區(qū)域的各個，^JLii^^信號到下一li^信號期間，多次^l掃描上ii^聲波 束，并JLitiiJiii^i^辦的務(wù)辦^JJ^期的控制綠制上iiA^掃描周期，在Jiii步驟(c)中，^^上iaLSj^掃描的;i蹄，頓過每個Jiii分割區(qū)域 的^Sj^掃描而得到的數(shù)據(jù)相對應(yīng)^Mk^，形^Ji述診斷區(qū)域整昧的圖像。
11. 條糊要求9所述的超聲波診斷裝置的控制方法，耕棘于在步驟(b)中，按照上i^辦^JJ^^Uiii^l掃描周期內(nèi)被均勻粉配的方式，決定并控制上5i^辦u周期。
12. 才NtW'J要求ll所述的超聲波診斷裝置的控制方法，^##于 在步驟(b)中，具有^^上述被M的診斷對象的^^而預(yù)先i議的l^t^gj^期初始值；將上^^辦>0^1期決定為等于或大于《11^^辦^1^#^始值。
13.才^^5U'漆求9所述的超聲波診斷裝置的控制方法，^#棘于 在步驟(b)中，^^^^Jiii被糾的診斷對象的^^而預(yù)先^X的l^中^SJJ^期初始值；發(fā)信號的周期時，在上ii^l掃描周期的一部分中設(shè)置調(diào)整用發(fā):^^中，按照 ^Jii^Ji3描周期的^:倍成為上iili^信號的周期的方式，決^Ji述調(diào)整用發(fā)^^t的務(wù)M^OJ^期。
14. 才^^U'漆求13所述的超聲波診斷裝置的控制方法，^#棘于 上述調(diào)整用發(fā)i^^沖為^JJ^l掃描周期的最后的位^Ji設(shè)置1個的發(fā)i^沐
15. 才^^u，決求9所述的超聲波診斷裝置的控制方法，^Nr絲于還包括下述步驟通#自用戶的操怍，開始基于Jiii決定的l^tA^期的控制； 顯甜^IJiii決定的J3^i^OJfl期而求出的診斷用 。
16. 才^^U，J要求15所述的超聲波診斷裝置的控制方法，*##于 上述診斷用M包括上i4^1掃描周期^l掃描率、上iiAX掃描數(shù)、上述診斷區(qū)域的t變、上述診斷區(qū)域的深度、不能收集數(shù)據(jù)的時間中的至少1 水
全文摘要
本發(fā)明提供一種超聲波診斷裝置及其控制方法，該超聲波診斷裝置的特征在于其包括超聲波探頭；掃描控制部，從外部輸入與心跳周期對應(yīng)的觸發(fā)信號，對于希望的診斷區(qū)域，按照每個觸發(fā)信號多次反復(fù)地掃描超聲波束，并且通過發(fā)送脈沖的脈沖反復(fù)周期的控制來控制反復(fù)掃描周期；圖像形成部，形成與上述各反復(fù)掃描周期對應(yīng)的圖像，掃描控制部按照反復(fù)掃描周期的整數(shù)倍為基于觸發(fā)信號的周期的參照值的方式?jīng)Q定并控制脈沖反復(fù)周期。
文檔編號A61B8/00GK101480343SQ20081018957
公開日2009年7月15日 申請日期2008年12月12日 優(yōu)先權(quán)日2007年12月12日
發(fā)明者佐佐木琢也, 掛江明弘 申請人:株式會社東芝;東芝醫(yī)療系統(tǒng)株式會社