專利名稱：超聲波診斷裝置及其控制方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及超聲波診斷裝置及其控制方法，特別涉及使用根據(jù)心電信號(hào)等生成的觸發(fā)信號(hào)，通過(guò)超聲波對(duì)被檢體內(nèi)進(jìn)行三維掃描的超聲波診斷裝置及其控制方法。
背景技術(shù)：
近年來(lái)，可以將三維圖像顯示成運(yùn)動(dòng)圖像的超聲波診斷裝置的開發(fā)得到了急速發(fā)展，與以往的二維圖像相比能夠以高分辨率來(lái)顯示寬范圍的診斷圖像。
但是，由于超聲波診斷裝置利用在生物體內(nèi)傳播的超聲波來(lái)生成診斷圖像，所以即使是三維超聲波診斷裝置，在發(fā)送超聲波脈沖之后至接收到來(lái)自生物體內(nèi)的反射波為止的時(shí)間也與二維超聲波診斷裝置基本上相同。因此，如果想要以高分辨率對(duì)生物體內(nèi)的三維空間范圍
進(jìn)行掃描，則掃描束的波位(beam position)數(shù)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(guī)定范圍所需的時(shí)間一般更長(zhǎng)。即、如果假設(shè)相同的空間分辨率，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)低于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(wèn)題以往以來(lái)研究了各種手法(參照美國(guó)專利第6,544， 175號(hào)、特開2007-20908號(hào)等)?；镜南敕ㄊ菍⒊蔀樵\斷對(duì)象的全部范圍(以下稱為全容積(full volume))分割成多個(gè)小區(qū)域(以下稱為子容積(sub volume))，將以高的幀頻對(duì)子容積的三維空間進(jìn)行掃描而得的圖像數(shù)據(jù)接合，得到全容積的三維圖像。在該方法中，子容積的觀測(cè)時(shí)刻針對(duì)每個(gè)子容積而不同，所以關(guān)于子容積的接合確保空間連續(xù)性變得重要。另一方面，對(duì)于診斷部位，因呼吸、心臟的跳動(dòng)，其診斷對(duì)象部
位發(fā)生變動(dòng)。因此，例如在美國(guó)專利第6， 544, 175號(hào)等中，公開出與心臟的運(yùn)動(dòng)同步地取得子容積內(nèi)的多個(gè)圖像數(shù)據(jù)的技術(shù)。美國(guó)專利第6， 544, 175號(hào)等所公開的技術(shù)涉及實(shí)時(shí)地生成心臟的三維圖像作為運(yùn)動(dòng)圖像的技術(shù)，其概略如下所述。
將心電圖的信號(hào)、即ECG ( Electro Cardio Gram )信號(hào)用作與心臟的運(yùn)動(dòng)同步的信號(hào)。更具體而言，將在心臟的擴(kuò)張末期發(fā)生的R波信號(hào)用作ECG觸發(fā)信號(hào)。
將希望觀測(cè)的心臟的三維區(qū)域全體(全容積)分割成四個(gè)子容積，針對(duì)每個(gè)子容積，在與上述ECG觸發(fā)信號(hào)同步的定時(shí)收集一個(gè)心拍的圖像數(shù)據(jù)。該一個(gè)心拍的圖像數(shù)據(jù)由多個(gè)幀圖像構(gòu)成。例如，通過(guò)在每個(gè)心拍(在ECG觸發(fā)信號(hào)的每個(gè)周期)反復(fù)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(shè)成一秒，則針對(duì)每個(gè)子容積得到的圖像數(shù)據(jù)的幀頻成為20印s(frames per second,幀數(shù)/秒)，成為對(duì)將心臟的運(yùn)動(dòng)捕捉成運(yùn)動(dòng)圖像基本充分的值。
另一方面，當(dāng)對(duì)在各子容積中得到的圖像數(shù)據(jù)進(jìn)行接合而合成全容積的圖像數(shù)據(jù)時(shí)，從在子容積中得到的多個(gè)幀圖像中，從各個(gè)子容積抽出并接合相同"時(shí)相"的幀圖像，生成全容積的幀圖像。此處，"時(shí)相"是指以ECG觸發(fā)信號(hào)的發(fā)生時(shí)刻為基準(zhǔn)的延遲量。通常，心臟的收縮、擴(kuò)張的運(yùn)動(dòng)成為與ECG觸發(fā)信號(hào)同步而具有周期性的運(yùn)動(dòng)。因此，如果從各個(gè)子容積抽出相同"時(shí)相"的幀圖像并將這些接合，則子容積間的空間連續(xù)性基本被確保。實(shí)際上，從與ECG觸發(fā)信號(hào)接近的一方按照反復(fù)掃描的順序分配"時(shí)相序號(hào)"，接合從相同"時(shí)相序號(hào)"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(gè)子容積A、 B、 C、以及D，并對(duì)各子容積反復(fù)掃描20次的情況下，針對(duì)每個(gè)子容積得到從"時(shí)相序號(hào)0"到"時(shí)相序號(hào)19"的20張幀圖像。然后，通過(guò)從子容積A、 B、 C、以及D抽出并接合相同"時(shí)相序號(hào)"的幀圖像，合成與該"時(shí)相序號(hào)"對(duì)應(yīng)的全容積的圖像。該接合是針對(duì)每個(gè)"時(shí)相序號(hào)"進(jìn)行的，合成從"時(shí)相序號(hào)0"到"時(shí)相序號(hào)19，，的全容積圖像。其結(jié)果，針對(duì)每個(gè)ECG觸發(fā)信號(hào)，所接合的全容積的幀圖像的數(shù)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(yùn)動(dòng)圖像。
如上所述，在美國(guó)專利第6， 544， 175號(hào)等所公開的以往技術(shù)中，按照每個(gè)ECG觸發(fā)信號(hào)多次反復(fù)掃描一個(gè)子容積內(nèi)，通過(guò)一次掃描得到一個(gè)幀圖像(子容積的幀圖像)。此處，在開始進(jìn)行利用三維圖像的診斷之前，根據(jù)ECG觸發(fā)信號(hào)的周期，預(yù)先決定子容積內(nèi)的反復(fù)掃描數(shù)。
但是，人的心拍周期未必恒定，即使是健康的人，也存在10%左右的變動(dòng)。在具有脈率不齊等疾病的患者的情況下其變動(dòng)量進(jìn)一步變大。因此ECG觸發(fā)信號(hào)的周期也伴隨心拍周期的變動(dòng)而并非恒定。
其結(jié)果，在開始診斷前決定的子容積內(nèi)的反復(fù)掃描數(shù)未必是恒定的。例如，即使在診斷開始之前決定的子容積內(nèi)的反復(fù)掃描數(shù)N是20，但實(shí)際上當(dāng)開始診斷，由于心拍周期的變動(dòng)，反復(fù)掃描數(shù)N減少至18、或增加至22那樣地變動(dòng)。因此，有可能存在即使想要接合相同時(shí)相序號(hào)的幀圖像但也無(wú)法取得與該時(shí)相序號(hào)相應(yīng)的掃描數(shù)據(jù)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(shí)相序號(hào)18為止取得掃描數(shù)據(jù)，之后心拍周期延長(zhǎng)而在剩余的子容積B、C、 D中能夠取得直到時(shí)相序號(hào)20為止的掃描數(shù)據(jù)。在該情況下，即使已接合了時(shí)相序號(hào)19、 20的幀圖像而合成了全容積圖像，但由于關(guān)于子容積A不存在時(shí)相序號(hào)19、 20的幀圖像，所以無(wú)法確保作為全容積全體的空間連續(xù)性。另外，在著眼于子容積A的情況下，有可能發(fā)生如下現(xiàn)象由于心拍周期變動(dòng)，所以能夠取得的最大的時(shí)相序號(hào)變動(dòng)，有時(shí)僅能夠取得直到時(shí)相序號(hào)18為止的掃描數(shù)據(jù)，有時(shí)能夠取得直到時(shí)相序號(hào)20為止的掃描數(shù)據(jù)。其結(jié)果，在看作運(yùn)動(dòng)圖像時(shí)，無(wú)法確保關(guān)于子容積A的時(shí)間連續(xù)性。
這樣，在美國(guó)專利第6， 544， 175號(hào)等公開的以往技術(shù)中，起因于心拍周期的變動(dòng)，無(wú)法確?？臻g或時(shí)間連續(xù)性而成為不連續(xù)且模糊
8不清的圖像，甚至在進(jìn)行圖像診斷時(shí)有時(shí)造成障礙。

發(fā)明內(nèi)容
本發(fā)明是鑒于上述情況而完成的，其目的在于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(dòng)也可以防止或降低合成圖像的空間、時(shí)間不連續(xù)性。
為了解決上述課題，本發(fā)明的一個(gè)方式的超聲波診斷裝置的特征
在于，具備超聲波探測(cè)器，沿著主掃描方向以及副掃描方向掃描超聲波束并收集來(lái)自被檢體內(nèi)的反射信號(hào)；掃描控制部，從外部輸入按照每個(gè)心拍的周期所輸出的觸發(fā)信號(hào)，對(duì)于將上述被檢體的希望的診斷區(qū)域分割成規(guī)定數(shù)量而得到的分割區(qū)域的各個(gè)，在從上述觸發(fā)信號(hào)到下一個(gè)觸發(fā)信號(hào)為止的期間，多次反復(fù)掃描上述超聲波束；存儲(chǔ)部，將按照上述反復(fù)掃描的順序以及上述分割區(qū)域的排列順序所收集到的上述反射信號(hào)變換成圖像顯示用數(shù)據(jù)，存儲(chǔ)對(duì)上述診斷區(qū)域全體進(jìn)行多次掃描的期間量的上述圖像顯示用數(shù)據(jù)；以及圖像生成部，從存儲(chǔ)在上述存儲(chǔ)部中的上述圖像顯示用數(shù)據(jù)中，不拘束于所取得的時(shí)間順序而按照上述分割區(qū)域的空間排列順序選擇分割區(qū)域，從所選擇出的各分割區(qū)域的上述圖像顯示用數(shù)據(jù)中，取出并接合反復(fù)掃描的順序相同的圖像顯示用數(shù)據(jù)，生成并更新上述診斷區(qū)域全體的圖像。
另外，本發(fā)明的另一方面的超聲波診斷裝置的控制方法的特征在于，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并收集來(lái)自被檢體內(nèi)的反射信號(hào)；(b)從外部輸入按照每個(gè)心拍的周期輸出的觸發(fā)信號(hào)；(c)對(duì)于將上述被檢體的希望的診斷區(qū)域分割成規(guī)定數(shù)量而得到的分割區(qū)域的各個(gè)，在從上述觸發(fā)信號(hào)到下一個(gè)觸發(fā)信號(hào)為止的期間，多次反復(fù)掃描上述超聲波束；(d)將按照上述反復(fù)掃描的順序以及上述分割區(qū)域的排列順序收集到的上述反射信號(hào)變換成圖像顯示用數(shù)據(jù)，存儲(chǔ)對(duì)上述診斷區(qū)域全體進(jìn)行多次掃描的期間量的上述圖像顯示用數(shù)據(jù)；以及(e)從所存儲(chǔ)的上述圖像顯示用數(shù)據(jù)中，不拘束于所取得的時(shí)間順序而按照上述分割區(qū)域的空間排列順序選擇分割區(qū)域，從所選擇出的各分割區(qū)域的上述圖像顯示用數(shù)據(jù)中，取出并接合反復(fù)掃描的順序相同的圖像顯示用數(shù)據(jù)，生成并更新上述診斷區(qū)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(fā)明的超聲波診斷裝置的結(jié)構(gòu)例子的框圖。圖3是觸發(fā)性(triggered )三維診斷模式的一般動(dòng)作概念說(shuō)明圖。圖4是全容積圖像的合成方法(第一方法)的說(shuō)明圖。圖5是第一方法的第一變形例子的說(shuō)明圖。圖6是第一方法的第二變形例子的說(shuō)明圖。圖7是第一方法的第三變形例子的說(shuō)明圖。圖8是全容積圖像的合成方法(第二方法)的第一說(shuō)明圖。圖9是全容積圖像的合成方法(第二方法)的第二說(shuō)明圖。圖10是示出全容積圖像的組合候補(bǔ)的顯示、選擇單元的 一 個(gè)例子的圖。
具體實(shí)施例方式
參照附圖對(duì)本發(fā)明的超聲波診斷裝置及其控制方法的實(shí)施方式進(jìn)行說(shuō)明。
(1)整體以及結(jié)構(gòu)
圖l是示意地示出本實(shí)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(gè)超聲波振子11的超聲波探測(cè)器10形成細(xì)的超聲波束。朝向被檢體的希望的診斷區(qū)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(qū)域的范圍。從診斷區(qū)域的反射信號(hào)，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(cè)器的掃描范圍為平面狀的范圍，與此相對(duì)，本實(shí)施方式那樣的二維超聲波探測(cè)器10的掃描范圍成為三維的立體范圍。另外，由于掃描細(xì)的束寬度的超聲波束，所以可以從更寬范圍的診斷區(qū)域取得高分辨率的三維信息?？梢愿鶕?jù)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，由于沿著主掃描方向和副掃描方向掃描超聲波束，所以對(duì)診斷區(qū)域全體(全容積)進(jìn)行掃描的波位數(shù)相對(duì)平面狀的掃描范圍大幅增加。其結(jié)果，如果單純地對(duì)全容積的范圍從端到端依次掃描，則對(duì)全容積進(jìn)行一次掃描的時(shí)間增加。因此，全容積圖像的幀頻變低。
因此，如上所述，在本實(shí)施方式的超聲波診斷裝置1中，采用如
下方法將全容積分割成多個(gè)(例如四個(gè))子容積，以高的幀頻(例如20fps )對(duì)各個(gè)子容積進(jìn)行掃描，將從各個(gè)子容積得到的幀圖像合起來(lái)接合，合成全容積的幀圖像。全容積圖像的幀頻也可以實(shí)現(xiàn)與子容積的幀頻相同的高的幀頻(例如20fps)，所以針對(duì)心臟那樣的存在運(yùn)動(dòng)的診斷區(qū)域也可以實(shí)時(shí)地生成三維運(yùn)動(dòng)圖像。
圖2是示出超聲波診斷裝置1的結(jié)構(gòu)例子的圖。超聲波診斷裝置l例如構(gòu)成為具備超聲波探測(cè)器10、發(fā)送接收部20、信號(hào)處理部30、圖像生成部40、顯示部50、系統(tǒng)控制部60、掃描控制部70、操作部80、心電計(jì)100等。
超聲波探測(cè)器10具備格子狀排列的多個(gè)超聲波振子11,根據(jù)從發(fā)送接收部20的發(fā)送部21輸出的發(fā)送脈沖信號(hào)生成超聲波脈沖，發(fā)送到被檢體。另外，將從被檢體反射來(lái)的超聲波反射信號(hào)變換成電信號(hào)，輸出到發(fā)送接收部20的接收部22。進(jìn)而，根據(jù)從掃描控制部70輸出的束掃描控制信號(hào)，沿著主掃描方向以及副掃描方向掃描超聲波束。
在發(fā)送接收部20的發(fā)送部21中，根據(jù)由掃描控制部70生成的定時(shí)信號(hào)生成向各超聲波振子ll供給的發(fā)送脈沖。另外，為了同樣地根據(jù)由掃描控制部70生成的束掃描控制信號(hào)確定發(fā)送用的超聲波束的掃描方向而設(shè)定各發(fā)送脈沖的延遲量等。
在發(fā)送接收部20的接收部22中，對(duì)從各超聲波振子11輸出的來(lái)自被檢體的反射信號(hào)進(jìn)行放大并從模擬信號(hào)變換成數(shù)字信號(hào)。另外，
根據(jù)由掃描控制部70生成的束掃描控制信號(hào)，對(duì)各超聲波振子11的 反射信號(hào)設(shè)定了用于決定接收用的超聲波束的掃描方向的延遲量之后 進(jìn)行加法運(yùn)算，向信號(hào)處理部30輸出加法運(yùn)算后的信號(hào)作為進(jìn)行了束 形成的反射信號(hào)。
在信號(hào)處理部30中，對(duì)從接收部22輸出的反射信號(hào)實(shí)施濾波處 理等信號(hào)處理，輸出到圖像生成部40。
圖像生成部40作為其內(nèi)部結(jié)構(gòu)具有存儲(chǔ)部41。在圖像生成部40 中，對(duì)信號(hào)處理后的反射信號(hào)進(jìn)行變換而生成子容積圖像(圖像顯示 用數(shù)據(jù))，所生成的子容積圖像被依次臨時(shí)存儲(chǔ)到存儲(chǔ)部41。存儲(chǔ)部 41具有存儲(chǔ)對(duì)全容積全體進(jìn)行多次以上(例如四次以上)掃描的期間 量的圖像顯示用數(shù)據(jù)的存儲(chǔ)容量。
在本實(shí)施方式的超聲波診斷裝置1中，進(jìn)行從存儲(chǔ)在存儲(chǔ)部41 中的子容積圖像合成全容積的三維圖像數(shù)據(jù)的處理。此時(shí)，不拘束于 存儲(chǔ)在存儲(chǔ)部41中的順序、即掃描的時(shí)間順序，而從與同一子容積對(duì) 應(yīng)的多個(gè)子容積圖像中，選擇在合成全容積圖像時(shí)使空間連續(xù)性變高 那樣的子容積圖像。對(duì)于細(xì)節(jié)，在后面敘述。
進(jìn)而，在圖像生成部40中，對(duì)所合成的全容積的三維圖像數(shù)據(jù)進(jìn) 行繪制(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并輸出到顯示部50。三維圖像數(shù)據(jù)可以提 供例如每20fps的幀時(shí)間被更新的運(yùn)動(dòng)圖像。在診斷中可以實(shí)時(shí)地向 顯示部50輸出運(yùn)動(dòng)圖像，但還可以將圖像數(shù)據(jù)暫時(shí)保存到恰當(dāng)?shù)拇鎯?chǔ) 器并在診斷之后離線地輸出運(yùn)動(dòng)圖像、或者切出運(yùn)動(dòng)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(gòu)成的顯示設(shè)備，顯示從圖 像生成部40輸出的圖像。
操作部80是所謂人機(jī)接口 ，可以對(duì)超聲波診斷裝置1設(shè)定各種診 斷模式、隨付診斷模式的各種參數(shù)。本實(shí)施方式的超聲波診斷裝置1 的特征在于能夠根據(jù)ECG觸發(fā)信號(hào)將跳動(dòng)的心臟的運(yùn)動(dòng)顯示成三維
12運(yùn)動(dòng)圖像的診斷模式(以下稱為觸發(fā)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(dòng)作。經(jīng)由操作部80進(jìn)行這些診斷模 式的設(shè)定、切換。
在系統(tǒng)控制部60中，根據(jù)使用操作部80設(shè)定的診斷模式、各種 參數(shù)，進(jìn)行超聲波診斷裝置1整體的控制。
在掃描控制部70中，進(jìn)行與診斷模式對(duì)應(yīng)的超聲波束的束管理和 發(fā)送接收的定時(shí)管理。特別，在觸發(fā)性三維診斷模式中，根據(jù)從心電 計(jì)100輸出的ECG信號(hào)(R波)生成觸發(fā)信號(hào)，與該觸發(fā)信號(hào)同步 地決定每個(gè)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(nèi)的反復(fù)掃描相關(guān)的諸元，輸出到發(fā)送接收部20、圖像生成部 40。另外，決定超聲波束的發(fā)送脈沖反復(fù)周期(prf: pulse repetition frequency)等的發(fā)送脈沖諸元，由掃描控制部70還生成基于發(fā)送脈 沖諸元的各種定時(shí)信號(hào)。
(2)觸發(fā)性三維診斷模式的動(dòng)作
對(duì)如上所述構(gòu)成的超聲波診斷裝置1的動(dòng)作、特別是觸發(fā)性三維 掃描診斷模式的動(dòng)作進(jìn)行說(shuō)明。
圖3是說(shuō)明觸發(fā)性三維診斷模式的動(dòng)作原理的圖，例如是專利文 獻(xiàn)1等公開的技術(shù)。觸發(fā)性三維診斷模式是主要以心臟為診斷對(duì)象， 將根椐跳動(dòng)而變化的心臟的運(yùn)動(dòng)顯示成三維運(yùn)動(dòng)圖像的診斷模式。在 觸發(fā)性三維診斷模式中，從心電計(jì)IOO輸入根據(jù)患者的心臟的跳動(dòng)而 變化的心電圖信號(hào)(ECG信號(hào))，生成被稱為ECG觸發(fā)信號(hào)的脈沖 信號(hào)，作為ECG信號(hào)，多使用在心臟的擴(kuò)張末期附近輸出的脈沖狀 的R波的信號(hào)(參照?qǐng)D3 (a))。向掃描控制部70輸入該ECG信 號(hào)，應(yīng)用恰當(dāng)?shù)拈撝瞪蒃CG觸發(fā)信號(hào)(參照?qǐng)D3(b) ) 。 ECG觸 發(fā)信號(hào)是與跳動(dòng)同步的信號(hào)，在心拍為每秒60次的情況下，ECG觸 發(fā)信號(hào)的周期成為一秒。
在觸發(fā)性三維診斷模式中，將診斷區(qū)域全體(全容積)分割成多 個(gè)子容積(分割區(qū)域)，按照每個(gè)ECG觸發(fā)信號(hào)掃描各子容積。例 如，如圖3(f)例示，將全容積分割成四個(gè)子容積A、 B、 C以及D。
13然后，根據(jù)ECG觸發(fā)信號(hào)的觸發(fā)O、 1、 2、 3的輸入，按照子容積A、 B、 C、以及D的順序進(jìn)行掃描。
此時(shí)，對(duì)各子容積不只進(jìn)行一次掃描，而是反復(fù)多次(N次)進(jìn) 行掃描。圖3示出進(jìn)行四次(N-4)的反復(fù)掃描的例子。針對(duì)各子容 積的一次掃描時(shí)間T如后所述那樣對(duì)應(yīng)于運(yùn)動(dòng)圖像的幀時(shí)間(幀頻的 倒數(shù))，所以為了得到平滑的運(yùn)動(dòng)的運(yùn)動(dòng)圖像，例如優(yōu)選為50ms(= 1/20fps)左右或其以下。如果將ECG觸發(fā)信號(hào)的周期假設(shè)成一秒， 另外將一次掃描時(shí)間假設(shè)成上述50ms，則每個(gè)子容積的反復(fù)掃描數(shù)N 成為20。在圖3中，為便于說(shuō)明，示出將每個(gè)子容積的反復(fù)掃描數(shù)N ^沒(méi)為4時(shí)的例子。
即使在對(duì)相同子容積進(jìn)行反復(fù)掃描的情況下，由于心臟周期性地 跳動(dòng)，所以如果來(lái)自ECG觸發(fā)的延遲時(shí)間、即時(shí)相不同，則根據(jù)各 反復(fù)掃描生成的圖像數(shù)據(jù)也不同。
圖3 (c)所示的時(shí)相序號(hào)是以一次掃描時(shí)間的單位來(lái)劃分時(shí)相， 并從靠近ECG觸發(fā)信號(hào)的一側(cè)開始將序號(hào)附加成"O"、 "1"、 "2"、 "3"。 在圖3 (d)中，將該時(shí)相序號(hào)"0"、 "1"、 "2"、以及"3"與子容積A、 B、 C以及D關(guān)聯(lián)成"AO" ~ "A3"、 "BO" ~ "B3"、 "CO" ~ "C3"、 "DO" ~ "D3"，按照時(shí)序排列了超聲波束的掃描順序。
從信號(hào)處理部30向圖像生成部40根據(jù)該掃描順序?qū)崟r(shí)地輸出被 信號(hào)處理后的來(lái)自被檢體的反射信號(hào)。
圖3 (e)是示出由圖像生成部40進(jìn)行的全容積的合成方法的圖。 圖3 (e)是示出在以往的觸發(fā)性三維診斷模式中通常進(jìn)行的合成方法 的圖。在本實(shí)施方式的超聲波診斷裝置1中，如后所述，改善該合成 方法，但此處，首先對(duì)從以往進(jìn)行的通常的合成方法的概念進(jìn)行說(shuō)明。
在圖像生成部40中，從用時(shí)相序號(hào)識(shí)別的各子容積的數(shù)據(jù)中抽出 相同時(shí)相序號(hào)的數(shù)據(jù)，用子容積A、 B、 C以及D接合并合成。即使 是相同時(shí)相序號(hào)的子容積數(shù)據(jù)，實(shí)際上取得它們的時(shí)刻分別相異ECG 觸發(fā)信號(hào)的周期量。但是，心臟的形狀的變化具有與ECG觸發(fā)信號(hào) 的周期相同的周期性，所以接合相同時(shí)相序號(hào)的子容積而得到的全容積圖像的空間連續(xù)性基本上得以確保。
在取得了與時(shí)相序號(hào)0對(duì)應(yīng)的子容積"DO"數(shù)據(jù)的時(shí)刻，已經(jīng)取得 了子容積"AO"、 "B0"、 "CO"的數(shù)據(jù)，在該階段生成與時(shí)相序號(hào)0對(duì) 應(yīng)的全容積的圖像。
接下來(lái)，在取得了與時(shí)相序號(hào)1對(duì)應(yīng)的子容積"D1"數(shù)據(jù)的時(shí)刻， 已經(jīng)取得了子容積"A1"、 "B1"、 "C1"的數(shù)據(jù)，生成與時(shí)相序號(hào)1對(duì) 應(yīng)的全容積的圖像。以下同樣地，生成時(shí)相序號(hào)2以及3的全容積的 圖像。
如果子容積D的掃描"D3"結(jié)束，則返回到子容積A而進(jìn)行掃描。 此時(shí)，最初得到的掃描數(shù)據(jù)"AO"被置換成前一個(gè)生成的時(shí)相序號(hào)0的 全容積的"AO"，新的時(shí)相序號(hào)0的全容積圖傳3皮更新。
這樣，以每個(gè)子容積的一次掃描時(shí)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(shí)間實(shí)際上長(zhǎng)，也可以看作恰 如以子容積的一次掃描時(shí)間對(duì)全容積全體進(jìn)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(zhǔn)相同)。
例如，在通常的方法中，全容積圖像的幀頻由于掃描時(shí)間的制約 而僅達(dá)到5印s。即使在該情況下，通過(guò)將全容積分割成四個(gè)子容積， 從而使各子容積的掃描時(shí)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(fā)性三維診斷模式中，由于子容積 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(fā)性三維診斷模式中，由于對(duì)于寬的三維診斷區(qū)域， 也以高的幀頻得到高分辨率的圖像，所以對(duì)于心臟那樣的存在運(yùn)動(dòng)的 診斷對(duì)象，也可以生成實(shí)時(shí)的運(yùn)動(dòng)圖像。
然而， 一般人的心拍的周期未必恒定。即使是健康的人，也存在 10%左右的心拍周期的變動(dòng)。在具有心臟疾病的患者的情況下，心拍 周期的變動(dòng)進(jìn)一步變大。
如上所述，如果心拍周期的變動(dòng)變大，則關(guān)于時(shí)相序號(hào)大的子容積圖像(與緊接ECG觸發(fā)信號(hào)之前接近的時(shí)相的子容積圖像)，即 使想要接合相同時(shí)相序號(hào)的子容積圖像來(lái)合成全容積圖像，也存在相 同時(shí)相序號(hào)不齊備的可能性。
另外，為了即使取得時(shí)刻不同也可以通過(guò)接合相同時(shí)相序號(hào)的子 容積圖像而確保全容積圖像的空間連續(xù)性，需要各子容積圖像取得時(shí) 的心拍周期大致恒定這樣的前提。因此，假設(shè)即使相同時(shí)相序號(hào)的子 容積圖像齊備，如果各子容積圖像取得時(shí)的心拍周期分別較大地不同， 則在合成時(shí)也無(wú)法確保全容積圖像的空間連續(xù)性。其原因?yàn)?，如果?拍周期分別較大地不同，則即使是相同時(shí)相序號(hào)，心臟的收縮和擴(kuò)張 的狀態(tài)在各個(gè)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(wèn)題，在本實(shí)施方式的超聲波診斷裝置1中，采用 將對(duì)全容積進(jìn)行多次掃描的期間量的子容積圖像存儲(chǔ)到存儲(chǔ)部41的 方法。
圖4是全容積圖像的合成方法(第一方法)的說(shuō)明圖。圖4 (a) 例示出ECG觸發(fā)信號(hào)的周期伴隨心拍周期的變動(dòng)而變動(dòng)的情況。由 于每個(gè)子容積的反復(fù)掃描是以ECG觸發(fā)信號(hào)為基準(zhǔn)而開始的，所以 如果ECG觸發(fā)信號(hào)的周期變動(dòng)，則在該周期內(nèi)可以掃描的反復(fù)掃描 數(shù)(最大時(shí)相序號(hào))也按照每個(gè)心拍周期而發(fā)生變化。圖4 (b)示出 該情況，最大時(shí)相序號(hào)例如在14~23的范圍內(nèi)變化。
圖4 (c)示出通過(guò)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(xù)四 次掃描全容積的期間量的數(shù)據(jù)。該期間的數(shù)據(jù)被保存到存儲(chǔ)部41。在 全容積的一次掃描中，由于子容積A、 B、 C以及D這四個(gè)子容積被 掃描，所以在存儲(chǔ)部41中臨時(shí)存儲(chǔ)16個(gè)子容積圖像。在該情況下， 針對(duì)相同子容積分別保存四個(gè)子容積圖像。
如果將心拍周期假設(shè)成一秒，則16秒的子容積圖像數(shù)據(jù)被存儲(chǔ)到 存儲(chǔ)部41。在存儲(chǔ)部41的容量充滿的情況下，從時(shí)刻舊的數(shù)據(jù)開始 被刪除，利用新輸入的子容積圖像數(shù)據(jù)更新。
16以往，在合成全容積圖像時(shí)，僅使用對(duì)圖像合成部40輸入的時(shí)刻 的緊接最近的過(guò)去四個(gè)子容積A、 B、 C、以及D來(lái)合成。例如，僅使 用圖4 (c)的最左側(cè)的四個(gè)子容積A、 B、 C、以及D來(lái)合成。因此， 最大時(shí)相序號(hào)如22、 20、 19、 21那樣不一致，在最大時(shí)相序號(hào)附近， 發(fā)生無(wú)法接合四個(gè)子容積圖像A、 B、 C、以及D的狀況。另外，即使 接合相同時(shí)相序號(hào)、例如時(shí)相序號(hào)10的子容積圖像，由于心拍周期分 別不同，所以心臟的收縮、擴(kuò)張的狀態(tài)在各個(gè)子容積中不同，無(wú)法確 保所合成的全容積圖像的空間連續(xù)性。
因此，在本實(shí)施方式的全容積圖像的合成方法(第一方法)中， 不拘束于緊接最近的過(guò)去四個(gè)這樣的時(shí)間制約，而從存儲(chǔ)在存儲(chǔ)部41 中的16個(gè)子容積圖像中，抽出心拍周期大致相同、或者最大時(shí)相序號(hào) 大致相同的四個(gè)子容積圖像A、 B、 C、以及D來(lái)接合。此處大致相同 是指，完全相同、或者以規(guī)定的基準(zhǔn)值為中心而進(jìn)入規(guī)定的閾值范圍 內(nèi)。
在圖4 (d)的左端示出的例子中，選擇最大時(shí)相序號(hào)為20的四 個(gè)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(shí)相序號(hào) 20為基準(zhǔn)值，選擇時(shí)相序號(hào)士l的范圍的四個(gè)子容積圖像A、 B、 C、 以及D來(lái)合成全容積圖像，分別設(shè)為次候補(bǔ)(1)、次候補(bǔ)(2)。在 具有完全相同的最大時(shí)相序號(hào)的子容積圖像A、 B、 C、以及D不一致 的情況下，這些次候補(bǔ)中的任意一個(gè)被選擇成最佳的組合。
根據(jù)本實(shí)施方式的全容積圖像的合成方法(第一方法)，選擇最 大時(shí)相序號(hào)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(shí)相序號(hào)附近無(wú)法接合四個(gè)子容積圖像A、 B、 C、以及D這樣的 狀況的發(fā)生。另外，由于所合成的各個(gè)子容積的最大時(shí)相序號(hào)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(xù)性 提兩。
圖5是說(shuō)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(chǔ)在存儲(chǔ)部41中的16個(gè)子容積圖像 中，選擇最小的最大時(shí)相序號(hào)(在圖5的例子中，最大時(shí)相序號(hào)17), 組合與該最小的最大時(shí)相序號(hào)接近的子容積圖像來(lái)合成全容積圖像。 然后，在全容積圖像的合成中，不使用時(shí)相序號(hào)大于最小的最大時(shí)相 序號(hào)的子容積圖像。
根據(jù)第一變形例子，可以至少防止在最大時(shí)相序號(hào)附近無(wú)法接合 四個(gè)子容積圖像A、 B、 C、以及D這樣的狀況的發(fā)生。
圖6是說(shuō)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(chǔ)在存儲(chǔ)部 41中的16個(gè)子容積圖像中，選擇最大的最大時(shí)相序號(hào)(在圖6的例 子中，最大時(shí)相序號(hào)23)，組合與該最大的最大時(shí)相序號(hào)接近的子容 積圖像而合成全容積圖像。然后，針對(duì)小于最大的最大時(shí)相序號(hào)的子 容積，復(fù)制該子容積內(nèi)的最大時(shí)相序號(hào)的子容積圖像而進(jìn)行補(bǔ)充。
根據(jù)第二變形例子，即使一部分是擬數(shù)據(jù)，也可以利用比第一變
形例子多的時(shí)相的數(shù)據(jù)來(lái)合成全容積圖像，也可以防止在最大時(shí)相序 號(hào)附近無(wú)法接合四個(gè)子容積圖像A、 B、 C以及D這樣的狀況的發(fā)生。
圖7是說(shuō)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(duì)存儲(chǔ)在存儲(chǔ)部41中的16個(gè)子容積圖 像求出最大時(shí)相序號(hào)的平均值(在圖7的例子中，最大時(shí)相序號(hào)的平 均值為20)，組合與該平均最大時(shí)相序號(hào)相同或近似的最大時(shí)相序號(hào) 的子容積圖像而合成全容積圖像。然后，針對(duì)小于平均最大時(shí)相序號(hào) 的子容積，復(fù)制該子容積內(nèi)的最大時(shí)相序號(hào)的子容積圖像而進(jìn)行補(bǔ)充， 針對(duì)超過(guò)平均最大時(shí)相序號(hào)的子容積，在全容積圖像的合成中，不使 用時(shí)相序號(hào)大于平均最大時(shí)相序號(hào)的子容積圖像。
即使發(fā)生了心拍周期的變動(dòng)， 一般情況下，心拍周期平均值的附 近的發(fā)生頻度高、且從平均值較大地偏離的心拍周期的發(fā)生頻度少。 因此，在第三變形例子中，從存儲(chǔ)在存儲(chǔ)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(shí)施方式(包括各變形例子)中，關(guān)于子容積的選擇時(shí)期大致有兩種手法。
在第一手法中，在取得了多個(gè)子容積數(shù)據(jù)并保存之后(即，使所 取得的數(shù)據(jù)暫時(shí)凍結(jié))，進(jìn)行子容積的選擇。在該情況下，預(yù)先設(shè)定 用于選擇的條件，在動(dòng)作過(guò)程中通過(guò)以往方法實(shí)時(shí)地進(jìn)行全容積的收 集和顯示，按照與凍結(jié)的同時(shí)設(shè)定的條件自動(dòng)地進(jìn)行子容積的選擇、 重排而進(jìn)行顯示。另外，也可以設(shè)置恰當(dāng)?shù)挠脩艚涌?，在用戶期望?定時(shí)實(shí)施子容積的選擇、重排。
在笫二手法中，在動(dòng)作過(guò)程中實(shí)時(shí)地依次進(jìn)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(guò)以往的方法 進(jìn)行全容積的收集和顯示， 一旦全容積齊備之后，每當(dāng)完成一個(gè)子容 積的數(shù)據(jù)收集，重新選擇最佳的子容積的組合而進(jìn)行顯示。另外，在 該情況下，為了不損失實(shí)時(shí)性，直到所收集的之前的子容積為止實(shí)施 子容積的選擇，進(jìn)而在一個(gè)之后的子容積收集開始時(shí)變更組合，從而 可以提高實(shí)現(xiàn)性。
(4)全容積圖像的合成方法(第二方法)
圖8以及圖9是說(shuō)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(shí)相序號(hào))大致相同的子容 積圖像來(lái)合成全容積圖像，從而提高了空間連續(xù)性。與此相對(duì)，在第 二方法中，通過(guò)直接運(yùn)算計(jì)算出表示所鄰接的子容積圖像彼此中的空 間相關(guān)性的高低的指標(biāo)，選擇并接合空間相關(guān)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(gè)周期(例如四個(gè)周期)量的全容積掃描數(shù) 據(jù)存儲(chǔ)到存儲(chǔ)部41。目前為止的處理與第一方法相同。
接下來(lái)，抽出特定時(shí)相序號(hào)(例如時(shí)相序號(hào)IO)的子容積圖像數(shù) 據(jù)。在圖8(c)的例示中，16個(gè)特定時(shí)相序號(hào)的子容積圖像被存儲(chǔ)到 存儲(chǔ)部41。從這些子容積圖像中，選擇并組合所鄰接的子容積的空間 相關(guān)性高的子容積圖像。
圖9是說(shuō)明其選擇方法的圖。圖9例示出已經(jīng)決定了子容積A與 子容積B的組合，接下來(lái)選擇與子容積B鄰接的子容積C時(shí)的方法。
19四個(gè)(子容積圖像C。、 d、 c2、 c3)與子容積c相當(dāng)?shù)淖尤莘e圖像 被存儲(chǔ)到存儲(chǔ)部41。針對(duì)這些子容積Q、 d、 C2、 C3,分別通過(guò)運(yùn) 算求出表示與子容積B的接縫的空間相關(guān)性的高低的指標(biāo)，選擇空間 相關(guān)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(guān)性的高低的指標(biāo)，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(jí)值之差(絕對(duì)值)的合計(jì)值。認(rèn)為該合計(jì)值越接近 零，空間相關(guān)性越高。
在第二方法中，通過(guò)直接運(yùn)算求出表示所鄰接的子容積圖像的空 間相關(guān)性的高低的指標(biāo)，接合空間相關(guān)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(xù)性。 (5)全容積圖像的合成支持方法
在利用第一、第二方法來(lái)進(jìn)行的子容積圖像的組合，由于由設(shè)備 (超聲波診斷裝置1的圖像合成部40)自動(dòng)地進(jìn)行，所以在用戶將全 容積圖像視認(rèn)成運(yùn)動(dòng)圖像的情況下，該組合對(duì)于其用戶來(lái)說(shuō)有時(shí)未必 是最佳的。
因此，在本實(shí)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(guò)不同的組合合成的多個(gè)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(gè)例子的圖。超聲波診斷裝置l 具有候補(bǔ)圖像顯示單元200a以及200b，排列顯示全容積圖像的候 補(bǔ)；選擇對(duì)象顯示單元201,對(duì)成為組合的選擇對(duì)象的子容積附加 "A0"、 "BO，，等識(shí)別信息來(lái)進(jìn)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(bǔ)變更單元205a以及205b,變更要組合的子容積 候補(bǔ)；和組合顯示單元206a以及206b，顯示當(dāng)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(jìn)行顯示的單元。另 外，各選擇單元、變更單元例如是設(shè)置在操作部80上的單元。
在候補(bǔ)圖像顯示單元200a以及200b中，作為運(yùn)動(dòng)圖像顯示出通過(guò)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(bǔ)圖^f象顯示單元200a以及200b上將通過(guò)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(bǔ)1以及組合候補(bǔ)2。
此處，示出了排列顯示兩個(gè)候補(bǔ)全容積圖像的例子，但也可以排 列顯示三個(gè)以上的候補(bǔ)全容積圖像。另外，也可以將要顯示的全容積 圖像本身設(shè)為 一個(gè)， 一邊以恰當(dāng)?shù)那袚Q周期在時(shí)間上切換多個(gè)候補(bǔ)全 容積圖像， 一邊進(jìn)行顯示。
用戶可以通過(guò)目視來(lái)確認(rèn)所顯示的候補(bǔ)全容積圖像，從候補(bǔ)中選 擇更恰當(dāng)?shù)娜莘e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(guò)操 作子容積選擇單元203a以及203b、候補(bǔ)變更單元205a以及205b等 來(lái)變更組合。所變更的組合被立即反映到在候補(bǔ)圖像顯示單元200a 以及200b上顯示的候補(bǔ)全容積圖像中，用戶可以實(shí)時(shí)地確認(rèn)變更的妥 當(dāng)性。
如上述說(shuō)明，根據(jù)本實(shí)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(dòng)，也可以防止或降低合成圖像的空間、時(shí)間 不連續(xù)性。
另外，本發(fā)明不限于上述實(shí)施方式，可以在實(shí)施階段在不脫離其 要旨的范圍內(nèi)對(duì)結(jié)構(gòu)要素進(jìn)行變形而具體化。另外，通過(guò)上述實(shí)施方 式中公開的多個(gè)結(jié)構(gòu)要素的恰當(dāng)組合，可以形成各種實(shí)施方式的發(fā)明。 例如，也可以從實(shí)施方式示出的全部結(jié)構(gòu)要素中刪除幾個(gè)結(jié)構(gòu)要素。 進(jìn)而，也可以恰當(dāng)組合不同的實(shí)施方式涉及的結(jié)構(gòu)要素。
權(quán)利要求
1.一種超聲波診斷裝置，其特征在于，具備超聲波探測(cè)器，沿著主掃描方向以及副掃描方向掃描超聲波束并收集來(lái)自被檢體內(nèi)的反射信號(hào)；掃描控制部，從外部輸入按照每個(gè)心拍的周期所輸出的觸發(fā)信號(hào)，對(duì)于將上述被檢體的希望的診斷區(qū)域分割成規(guī)定數(shù)量而得到的分割區(qū)域的各個(gè)，在從上述觸發(fā)信號(hào)到下一個(gè)觸發(fā)信號(hào)為止的期間，多次反復(fù)掃描上述超聲波束；存儲(chǔ)部，將按照上述反復(fù)掃描的順序以及上述分割區(qū)域的排列順序所收集到的上述反射信號(hào)變換成圖像顯示用數(shù)據(jù)，存儲(chǔ)對(duì)上述診斷區(qū)域全體進(jìn)行多次掃描的期間量的上述圖像顯示用數(shù)據(jù)；以及圖像生成部，從存儲(chǔ)在上述存儲(chǔ)部中的上述圖像顯示用數(shù)據(jù)中，不拘束于所取得的時(shí)間順序而按照上述分割區(qū)域的空間排列順序選擇分割區(qū)域，從所選擇出的各分割區(qū)域的上述圖像顯示用數(shù)據(jù)中，取出并接合反復(fù)掃描的順序相同的圖像顯示用數(shù)據(jù)，生成并更新上述診斷區(qū)域全體的圖像。
2. 根據(jù)權(quán)利要求l所述的超聲波診斷裝置，其特征在于上述圖像生成部在按照上述排列順序選擇上述分割區(qū)域時(shí)，選擇上述觸發(fā)信號(hào)的周期大致相同的分割區(qū)域。
3. 根據(jù)權(quán)利要求l所述的超聲波診斷裝置，其特征在于上述圖像生成部在按照上述排列順序選擇上述分割區(qū)域時(shí)，選擇按照每個(gè)上述觸發(fā)信號(hào)進(jìn)行的反復(fù)掃描的數(shù)量大致相同的分割區(qū)域。
4. 根據(jù)權(quán)利要求l所述的超聲波診斷裝置，其特征在于上述圖像生成部在按照上述排列順序選擇上迷分割區(qū)域時(shí)，選擇所鄰接的分割區(qū)域的空間相關(guān)性高的分割區(qū)域。
5. 根據(jù)權(quán)利要求4所述的超聲波診斷裝置，其特征在于上述圖像生成部在按照上述排列順序選擇上述分割區(qū)域時(shí)，在接縫兩側(cè)的像素的像素等級(jí)之差為規(guī)定值以下的情況下判斷為上述空間相關(guān)性高。
6. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的超聲波診斷裝置，其特征在于上述圖像生成部在所排列的各個(gè)分割區(qū)域中的反復(fù)掃描數(shù)不同的情況下，將這些反復(fù)掃描數(shù)中最少的反復(fù)掃描數(shù)作為上述各個(gè)分割區(qū)域中的最大反復(fù)掃描數(shù)而生成并更新上述診斷區(qū)域全體的圖像。
7. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的超聲波診斷裝置，其特征在于上述圖像生成部在所排列的各個(gè)分割區(qū)域中的反復(fù)掃描數(shù)不同的情況下，將這些反復(fù)掃描數(shù)中最多的反復(fù)掃描數(shù)作為上述各個(gè)分割區(qū)域中的最大反復(fù)掃描數(shù)，并且在比上述最大反復(fù)掃描數(shù)少的反復(fù)掃描數(shù)的分割區(qū)域中使用通過(guò)最后的反復(fù)掃描得到的圖像顯示用數(shù)據(jù)來(lái)補(bǔ)充相對(duì)上述最大反復(fù)掃描數(shù)的不足部分，生成并更新上述診斷區(qū)域全體的圖像。
8. 根據(jù)權(quán)利要求l所述的超聲波診斷裝置，其特征在于上述圖像生成部根據(jù)存儲(chǔ)在上述存儲(chǔ)部中的上述圖像顯示用數(shù)據(jù)計(jì)算出平均反復(fù)掃描數(shù)，在上述平均反復(fù)掃描數(shù)以下的反復(fù)掃描數(shù)的分割區(qū)域中使用通過(guò)最后的反復(fù)掃描得到的圖像顯示用數(shù)據(jù)來(lái)補(bǔ)充相對(duì)上述平均反復(fù)掃描數(shù)的不足部分，另一方面在超過(guò)上述平均反復(fù)掃描數(shù)的反復(fù)掃描數(shù)的分割區(qū)域中利用在與該分割區(qū)域相同的分割區(qū)域中已取得的圖像顯示用數(shù)據(jù)，生成并更新上述診斷區(qū)域全體的圖像。
9. 根據(jù)權(quán)利要求l所述的超聲波診斷裝置，其特征在于上述圖像生成部生成并更新排列了即使空間排列順序相同但所取得的時(shí)間帶不同的分割區(qū)域的多個(gè)上述診斷區(qū)域全體的圖像。
10. 根據(jù)權(quán)利要求9所述的超聲波診斷裝置，其特征在于還具備顯示上述診斷區(qū)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(gè)上述診斷區(qū)域全體的圖像。
11. 根據(jù)權(quán)利要求9所述的超聲波診斷裝置，其特征在于還具備顯示上述診斷區(qū)域全體的圖像的顯示部，在上述顯示部上，以規(guī)定的顯示周期切換而顯示上述多個(gè)上述診斷區(qū)域全體的圖像。
12. 根據(jù)權(quán)利要求l所述的超聲波診斷裝置，其特征在于 上述圖像生成部能夠從空間排列位置相同的多個(gè)分割區(qū)域中選擇希望的分割區(qū)域。
13. —種超聲波診斷裝置的控制方法，其特征在于，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并收集來(lái)自被 檢體內(nèi)的反射信號(hào)；(b) 從外部輸入按照每個(gè)心拍的周期輸出的觸發(fā)信號(hào)；(c) 對(duì)于將上述被檢體的希望的診斷區(qū)域分割成規(guī)定數(shù)量而得到 的分割區(qū)域的各個(gè)，在從上迷觸發(fā)信號(hào)到下一個(gè)觸發(fā)信號(hào)為止的期間， 多次反復(fù)掃描上述超聲波束；(d )將按照上述反復(fù)掃描的順序以及上述分割區(qū)域的排列順序 收集到的上述反射信號(hào)變換成圖像顯示用數(shù)據(jù)，存儲(chǔ)對(duì)上述診斷區(qū)域 全體進(jìn)行多次掃描的期間量的上述圖像顯示用數(shù)據(jù)；以及(e)從所存儲(chǔ)的上述圖像顯示用數(shù)據(jù)中，不拘束于所取得的時(shí)間 順序而按照上述分割區(qū)域的空間排列順序選擇分割區(qū)域，從所選擇出 的各分割區(qū)域的上述圖像顯示用數(shù)據(jù)中，取出并接合反復(fù)掃描的順序 相同的圖像顯示用數(shù)據(jù)，生成并更新上述診斷區(qū)域全體的圖像。
14. 根據(jù)權(quán)利要求13所述的超聲波診斷裝置的控制方法，其特征 在于在上述步驟(e)中，按照上述排列順序選擇上述分割區(qū)域時(shí)，選 擇上述觸發(fā)信號(hào)的周期大致相同的分割區(qū)域。
15. 根據(jù)權(quán)利要求13所述的超聲波診斷裝置的控制方法，其特征 在于在上述步驟(e)中，按照上述排列順序選擇上述分割區(qū)域時(shí)，選 擇按照每個(gè)上述觸發(fā)信號(hào)進(jìn)行的反復(fù)掃描的數(shù)量大致相同的分割區(qū) 域。
16. 根據(jù)權(quán)利要求13所述的超聲波診斷裝置的控制方法，其特征在于在上述步驟(e)中，按照上述排列順序選擇上述分割區(qū)域時(shí)，選 擇所鄰接的分割區(qū)域的空間相關(guān)性高的分割區(qū)域。
17.根據(jù)權(quán)利要求13所述的超聲波診斷裝置的控制方法，其特征 在于在上述步驟(e)中，按照上述排列順序選擇上述分割區(qū)域時(shí)，在 接縫兩側(cè)的像素的像素等級(jí)之差為規(guī)定值以下的情況下判斷為上述空 間相關(guān)性高。
全文摘要
本發(fā)明提供超聲波診斷裝置及控制方法，具備超聲波探測(cè)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(hào)；掃描控制部，從外部輸入按每個(gè)心拍周期輸出的觸發(fā)信號(hào)，對(duì)將被檢體期望的診斷區(qū)域分割成規(guī)定數(shù)量分割區(qū)域，在從觸發(fā)信號(hào)到下一個(gè)觸發(fā)信號(hào)為止間，反復(fù)多次掃描超聲波束；存儲(chǔ)部，將按反復(fù)掃描順序及分割區(qū)域排列順序收集的反射信號(hào)變換成圖像顯示用數(shù)據(jù)，存儲(chǔ)對(duì)診斷區(qū)域全體多次掃描的期間量的圖像顯示用數(shù)據(jù)；圖像生成部，從上述圖像顯示用數(shù)據(jù)中，不拘于取得的時(shí)間順序按分割區(qū)域的空間排列順序選擇分割區(qū)域，從各分割區(qū)域的圖像顯示用數(shù)據(jù)中，取出并接合反復(fù)掃描的順序相同的圖像顯示用數(shù)據(jù)，生成并更新診斷區(qū)域全體的圖像。
文檔編號(hào)A61B8/13GK101491448SQ20091000509
公開日2009年7月29日 申請(qǐng)日期2009年1月23日 優(yōu)先權(quán)日2008年1月25日
發(fā)明者橋本新一 申請(qǐng)人:株式會(huì)社東芝;東芝醫(yī)療系統(tǒng)株式會(huì)社