超聲波診斷裝置、圖像處理裝置以及圖像處理方法
【專利摘要】實(shí)施方式的超聲波診斷裝置具備圖像取得部（17a）、輪廓位置取得部（17b）、容積信息計(jì)算部（17c）、控制部（18）。圖像取得部（17a）取得通過對規(guī)定的多個(gè)剖面分別在至少1次心跳以上的規(guī)定區(qū)間進(jìn)行超聲波掃描而生成的多個(gè)二維超聲波圖像數(shù)據(jù)組。輪廓位置取得部（17b）遍及規(guī)定區(qū)間而進(jìn)行包含二維的模式匹配的追蹤處理，取得多個(gè)二維超聲波圖像數(shù)據(jù)組分別所包含的規(guī)定部位的內(nèi)腔以及外腔的至少1個(gè)輪廓位置的時(shí)間序列數(shù)據(jù)。容積信息計(jì)算部（17c）根據(jù)從多個(gè)二維超聲波圖像數(shù)據(jù)組分別取得的多個(gè)輪廓位置的時(shí)間序列數(shù)據(jù)，計(jì)算規(guī)定部位的容積信息。控制部（18）進(jìn)行控制以便輸出容積信息。
【專利說明】超聲波診斷裝置、圖像處理裝置以及圖像處理方法
【技術(shù)領(lǐng)域】
[0001]本發(fā)明的實(shí)施方式涉及超聲波診斷裝置、圖像處理裝置以及圖像處理方法。
【背景技術(shù)】
[0002]心臟的容積信息是心力衰竭預(yù)后的重要的規(guī)定因素，作為治療方針的選擇中不可缺少的信息而被所知。作為心臟的容積信息，有左心室內(nèi)腔的容積、左心房內(nèi)腔的容積、左心室的心肌重量等。這些容積信息的測量在超聲心動(dòng)圖(echo)檢查中，主要使用M模式(mode)法來進(jìn)行。
[0003]基于M模式法的容積測量在I次心跳以上的M模式圖像上，能夠通過2個(gè)時(shí)相的距離測量這樣的簡便的處理來進(jìn)行，在臨床現(xiàn)場中被廣泛地普及。該M模式圖像例如由對長軸(long axis)剖面進(jìn)行掃描的LAX通路(approach)來收集。但是,在M模式法中，由于根據(jù)一維的M模式圖像來推定容積，因此，有時(shí)在推定出的信息中包含較大的誤差。此時(shí)，除了發(fā)生將不需要治療的非需要組作為需要治療的需要組來檢測出的誤檢之外，還可能會(huì)錯(cuò)過治療需要組。
[0004]相對于此，皆知使用“modified-Simpson法”的容積信息的測量精度即使是在存在局部室壁運(yùn)動(dòng)異常的病例的情況下(例如，內(nèi)腔形狀復(fù)雜的病例的情況下)，也是在實(shí)用上足夠的精度。皆知“modified-Simpson法”是使用2個(gè)不同的剖面各自的二維圖像數(shù)據(jù)所描繪出的心肌的輪廓信息的容積推定法，能夠得到與“Cardiac-MRI ”相同程度的精度。
[0005]例如，在基于“modified-Simpson法”的容積推定中，使用心尖四腔圖(apicalfour-chamber view,以下，記作A4C)以及心尖二腔圖(apical two-chamber view,以下，記作A2C)的2個(gè)剖面的超聲波圖像數(shù)據(jù)(二維的B模式圖像數(shù)據(jù))。但是，由于操作者手動(dòng)進(jìn)行的處理很復(fù)雜而增加了麻煩，因此，“modified-Simpson法”在實(shí)際的臨床現(xiàn)場中沒有普及。
[0006]現(xiàn)有技術(shù)文獻(xiàn)
[0007]專利文獻(xiàn)
[0008]專利文獻(xiàn)1:日本特開2011-83645號公報(bào)
【發(fā)明內(nèi)容】

[0009]本發(fā)明要解決的問題在于，提供一種能夠簡易地取得容積信息的高精度的測量結(jié)果的超聲波診斷裝置、圖像處理裝置以及圖像處理方法。
[0010]實(shí)施方式的超聲波診斷裝置具備:圖像取得部、輪廓位置取得部、容積信息計(jì)算部、以及控制部。圖像取得部取得通過對規(guī)定的多個(gè)剖面分別在至少I次心跳以上的規(guī)定區(qū)間進(jìn)行超聲波掃描而生成的多個(gè)二維超聲波圖像數(shù)據(jù)組。輪廓位置取得部遍及上述規(guī)定區(qū)間而進(jìn)行包含二維的模式匹配(pattern matching)的追蹤處理,取得上述多個(gè)二維超聲波圖像數(shù)據(jù)組分別所包含的規(guī)定部位的內(nèi)腔以及外腔的至少I個(gè)輪廓位置的時(shí)間序列數(shù)據(jù)。容積信息計(jì)算部根據(jù)從上 述多個(gè)二維超聲波圖像數(shù)據(jù)組分別取得的多個(gè)輪廓位置的時(shí)間序列數(shù)據(jù)，計(jì)算上述規(guī)定部位的容積信息。控制部進(jìn)行控制以便輸出上述容積信息。
【專利附圖】

【附圖說明】
[0011]圖1是表示第I實(shí)施方式所涉及的超聲波診斷裝置的結(jié)構(gòu)例的框圖。
[0012]圖2是用于說明圓盤(disk)總和法(Simpson法)的圖。
[0013]圖3是用于說明modified-Simpson法的圖。
[0014]圖4是表示第I實(shí)施方式所涉及的圖像處理部的結(jié)構(gòu)例的框圖。
[0015]圖5是用于說明第I實(shí)施方式所涉及的圖像取得部的圖。
[0016]圖6是用于說明二維散斑追蹤(speckle tracking)的一個(gè)例子的圖。
[0017]圖1是表示第I實(shí)施方式所涉及的容積信息計(jì)算部所計(jì)算出的容積信息的一個(gè)例子的圖。
[0018]圖8是用于說明第I實(shí)施方式所涉及的檢測部的圖。[0019]圖9是用于說明第I實(shí)施方式所涉及的超聲波診斷裝置的處理的一個(gè)例子的流程圖。
[0020]圖10是用于說明第I實(shí)施方式所涉及的第I變形例的圖。
[0021]圖1lA是用于說明第I實(shí)施方式所涉及的第2變形例的圖(I)。
[0022]圖1lB是用于說明第I實(shí)施方式所涉及的第2變形例的圖(2)。
[0023]圖12是用于說明第2實(shí)施方式所涉及的檢測部的圖。
[0024]圖13是用于說明第2實(shí)施方式所涉及的超聲波診斷裝置的容積信息計(jì)算處理的一個(gè)例子的流程圖。
[0025]圖14是用于說明第I實(shí)施方式所涉及的超聲波診斷裝置的容積信息重新計(jì)算處理的一個(gè)例子的流程圖。
[0026]圖15是用于說明第2實(shí)施方式所涉及的變形例的圖。
[0027]圖16是用于說明第3實(shí)施方式所涉及的輪廓位置取得部的圖(I)。
[0028]圖17是用于說明第3實(shí)施方式所涉及的輪廓位置取得部的圖(2)。
[0029]圖18是用于說明第3實(shí)施方式所涉及的超聲波診斷裝置的處理的一個(gè)例子的流程圖。
[0030]圖19是表示第4實(shí)施方式所涉及的圖像處理部的結(jié)構(gòu)例的框圖。
[0031]圖20是表示在第4實(shí)施方式中輸出的信息的一個(gè)例子的圖。
[0032]圖21是用于說明第4實(shí)施方式所涉及的超聲波診斷裝置的處理的一個(gè)例子的流程圖。
【具體實(shí)施方式】
[0033]以下，參照附圖，詳細(xì)地說明超聲波診斷裝置的實(shí)施方式。
[0034](第I實(shí)施方式)
[0035]首先，針對第I實(shí)施方式所涉及的超聲波診斷裝置的結(jié)構(gòu)進(jìn)行說明。圖1是表示第I實(shí)施方式所涉及的超聲波診斷裝置的結(jié)構(gòu)例的框圖。如圖1所示例的那樣，第I實(shí)施方式所涉及的超聲波診斷裝置具有:超聲波探頭(probe) 1、顯示器(monitor) 2、輸入裝置
3、心電圖掃描儀4、以及裝置主體10。[0036]超聲波探頭I具有多個(gè)壓電振子，這些多個(gè)壓電振子根據(jù)由后述的裝置主體10所具有的發(fā)送接收部11供給的驅(qū)動(dòng)信號產(chǎn)生超聲波。另外，超聲波探頭I接收來自被檢體P的反射波并轉(zhuǎn)換成電信號。另外，超聲波探頭I具有設(shè)置在壓電振子上的匹配層、和防止超聲波從壓電振子向后方傳播的背襯(backing)材料等。另外，超聲波探頭I可自由拆卸地與裝置主體10連接。
[0037]如果從超聲波探頭I向被檢體P發(fā)送超聲波，則所發(fā)送的超聲波被被檢體P的體內(nèi)組織中的聲阻抗(impedance)的不連續(xù)面依次反射，作為反射波信號由超聲波探頭I所具有的多個(gè)壓電振子來接收。所接收的反射波信號的振幅依存于反射超聲波的不連續(xù)面中的聲阻抗之差。另外，所發(fā)送的超聲波脈沖(pulse)被正在移動(dòng)的血流或心臟壁等表面反射時(shí)的反射波信號由于多普勒(Doppler)效應(yīng)，依存于對于移動(dòng)體的超聲波發(fā)送方向的速度分量，并受到頻移。
[0038]在第I實(shí)施方式中，使用由超聲波對被檢體P 二維地進(jìn)行掃描的超聲波探頭I。例如，超聲波探頭I是多個(gè)壓電振子排列成一列的ID陣列探頭(array probe)。其中,在第I實(shí)施方式中，超聲波探頭I例如也可以是由超聲波對被檢體P 二維地進(jìn)行掃描，并能夠?qū)Ρ粰z體P三維地進(jìn)行掃描的機(jī)械(mechanical) 4D探頭或2D陣列探頭。機(jī)械4D探頭能夠由排列成一列的多個(gè)壓電振子進(jìn)行二維掃描，并能夠通過使排列成一列的多個(gè)壓電振子以規(guī)定的角度(擺動(dòng)角度)擺動(dòng)來進(jìn)行三維掃描。另外，2D陣列探頭能夠由配置成矩陣(matrix)狀的多個(gè)壓電振子進(jìn)行三維掃描，并能夠通過會(huì)聚并發(fā)送超聲波來進(jìn)行二維掃描。另外，2D陣列探頭還能夠同時(shí)進(jìn)行多個(gè)剖面的二維掃描。
[0039]輸入裝置3具有鼠標(biāo)(mouse)、鍵盤(keyboard)、按鈕(button)、面板開關(guān)(panel switch)、觸 摸指令屏(touch command screen)、腳踏開關(guān)(foot switch)、軌跡球(trackball)、操縱桿(joy-stick)等，接受來自超聲波診斷裝置的操作者的各種設(shè)定要求，并對裝置主體10轉(zhuǎn)送接受到的各種設(shè)定要求。另外，對第I實(shí)施方式所涉及的輸入裝置3從操作者接受的設(shè)定信息，在后進(jìn)行詳述。
[0040]顯示器2顯示用于使超聲波診斷裝置的操作者使用輸入裝置3輸入各種設(shè)定要求的⑶KGraphical User Interface),或者顯示在裝置主體10中生成的超聲波圖像等。另外，顯示器2為了向操作者通知裝置主體10的處理狀況，顯示各種消息(message)。另外，顯不器2具有揚(yáng)聲器(speaker),還能夠輸出聲音。例如,顯不器2的揚(yáng)聲器為了向操作者通知裝置主體10的處理狀況,輸出蜂鳴(beep)等規(guī)定的聲音。
[0041]心電圖掃描儀4取得被檢體P的心電圖(ECG Electrocardiogram)作為被二維掃描的被檢體P的生物體信號。心電圖掃描儀4將所取得的心電圖向裝置主體10發(fā)送。
[0042]裝置主體10是根據(jù)超聲波探頭I接收到的反射波信號生成超聲波圖像數(shù)據(jù)的裝置。圖1所示的裝置主體10是能夠根據(jù)超聲波探頭I接收到的二維的反射波數(shù)據(jù)生成二維的超聲波圖像數(shù)據(jù)的裝置。
[0043]裝置主體10如圖1所示，具有:發(fā)送接收部11、B模式處理部12、多普勒處理部13、圖像生成部14、圖像存儲器(memory) 15、內(nèi)部存儲部16、圖像處理部17、以及控制部18。
[0044]發(fā)送接收部11具有脈沖產(chǎn)生器、發(fā)送延遲部、脈沖發(fā)生器(pulsar)等，向超聲波探頭I供給驅(qū)動(dòng)信號。脈沖產(chǎn)生器以規(guī)定的速率(rate)頻率，重復(fù)產(chǎn)生用于形成發(fā)送超聲波的速率脈沖(rate pulse)。另外,發(fā)送延遲部將從超聲波探頭I發(fā)生的超聲波會(huì)聚成束(beam)狀，并將確定發(fā)送指向性所需的壓電振子的各自的延遲時(shí)間對脈沖產(chǎn)生器所產(chǎn)生的各速率脈沖進(jìn)行賦予。另外，脈沖發(fā)生器以基于速率脈沖的定時(shí)(timing)，對超聲波探頭I施加驅(qū)動(dòng)信號(驅(qū)動(dòng)脈沖)。即，發(fā)送延遲部通過使對各速率脈沖賦予的延遲時(shí)間發(fā)生變化，來任意地調(diào)整從壓電振子面發(fā)送的超聲波的發(fā)送方向。
[0045]另外，發(fā)送接收部11為了根據(jù)后述控制部18的指示，來執(zhí)行規(guī)定的掃描序列(scan sequence),而具有能夠瞬間變更發(fā)送頻率、發(fā)送驅(qū)動(dòng)電壓等的功能。特別地,發(fā)送驅(qū)動(dòng)電壓的變更由能夠瞬間切換其值的線性放大器(linear amplifier)型的發(fā)送電路、或者能夠電切換多個(gè)電源單元(unit)的機(jī)構(gòu)來實(shí)現(xiàn)。
[0046]另外，發(fā)送接收部11 具有前置放大器(pre-amplifier)、A/D (Analog/Digital)轉(zhuǎn)換器、接收延遲部、加法器等，對于超聲波探頭I接收到的反射波信號進(jìn)行各種處理生成反射波數(shù)據(jù)。前置放大器將反射波信號在每個(gè)通道中放大。A/D轉(zhuǎn)換器對放大后的反射波信號進(jìn)行A/D轉(zhuǎn)換。接收延遲部賦予為確定接收指向性而所需的延遲時(shí)間。加法器對由接收延遲部處理后的反射波信號進(jìn)行加法處理生成反射波數(shù)據(jù)。通過加法器的加法處理，強(qiáng)調(diào)來自與反射波信號的接收指向性對應(yīng)的方向的反射分量，根據(jù)接收指向性和發(fā)送指向性來形成超聲波收發(fā)的綜合性的波束。
[0047]當(dāng)對被檢體P進(jìn)行二維掃描時(shí)，發(fā)送接收部11使超聲波探頭I發(fā)送二維的超聲波束。并且，發(fā)送接收部11根據(jù)超聲波探頭I接收到的二維的反射波信號生成二維的反射波數(shù)據(jù)。
[0048]在此,來自發(fā)送接收部11的輸出信號的形態(tài)是被稱為RF (Radio Frequency)信號的包含位相信息的信號、或是包絡(luò)線檢波處理后的振幅信息等，能夠選擇各種形態(tài)。
[0049]B模式處理部12從發(fā)送接收部11接收反射波數(shù)據(jù)，進(jìn)行對數(shù)放大、包絡(luò)線檢波處理等，生成信號強(qiáng)度由灰度的明暗`來表現(xiàn)的數(shù)據(jù)(B模式數(shù)據(jù))。
[0050]多普勒處理部13根據(jù)從發(fā)送接收部11接收到的反射波數(shù)據(jù)對速度信息進(jìn)行頻率分析，提取出基于多普勒效應(yīng)的血流、組織、或造影劑回波分量，生成針對多點(diǎn)提取出的速度、方差、功率(power)等移動(dòng)體信息的數(shù)據(jù)(多普勒數(shù)據(jù))。
[0051]另外，圖1所示例的B模式處理部12以及多普勒處理部13能夠針對二維的反射波數(shù)據(jù)以及三維的反射波數(shù)據(jù)的雙方進(jìn)行處理。即，B模式處理部12根據(jù)二維的反射波數(shù)據(jù)生成二維的B模式數(shù)據(jù)，根據(jù)三維的反射波數(shù)據(jù)生成三維的B模式數(shù)據(jù)。另外，多普勒處理部13根據(jù)二維的反射波數(shù)據(jù)生成二維的多普勒數(shù)據(jù)，根據(jù)三維的反射波數(shù)據(jù)生成三維的多普勒數(shù)據(jù)。
[0052]圖像生成部14根據(jù)B模式處理部12以及多普勒處理部13所生成的數(shù)據(jù)生成超聲波圖像數(shù)據(jù)。即，圖像生成部14根據(jù)B模式處理部12所生成的二維的B模式數(shù)據(jù)生成由灰度來表現(xiàn)反射波的強(qiáng)度的二維B模式圖像數(shù)據(jù)。另外，圖像生成部14根據(jù)多普勒處理部13所生成的二維的多普勒數(shù)據(jù)生成表示移動(dòng)體信息的二維多普勒圖像數(shù)據(jù)。二維多普勒圖像數(shù)據(jù)是速度圖像、方差圖像、功率圖像、或者對它們進(jìn)行組合的圖像。另外，圖像生成部14還能夠根據(jù)B模式處理部12所生成的I根掃描線上的B模式數(shù)據(jù)的時(shí)間序列數(shù)據(jù)，生成M模式圖像數(shù)據(jù)。另外，圖像生成部14還能夠根據(jù)多普勒處理部13所生成的多普勒數(shù)據(jù)，生成沿著時(shí)間序列繪制(plot)出血流或組織的速度信息的多普勒波形。
[0053]在此，一般而言，圖像生成部14將超聲波掃描的掃描線信號列轉(zhuǎn)換(掃描轉(zhuǎn)換(scan convert))成電視(television)等所代表的視頻格式(video format)的掃描線信號列，生成顯示用超聲波圖像數(shù)據(jù)。具體而言，圖像生成部14通過根據(jù)基于超聲波探頭I的超聲波的掃描方式進(jìn)行坐標(biāo)轉(zhuǎn)換，來生成顯示用超聲波圖像數(shù)據(jù)。另外，除了掃描轉(zhuǎn)換以外，作為各種圖像處理，例如，圖像生成部14使用掃描轉(zhuǎn)換后的多個(gè)圖像幀(frame)，進(jìn)行重新生成灰度的平均值圖像的圖像處理(平滑化處理)、或在圖像內(nèi)使用了差動(dòng)濾波器(filter)的圖像處理(邊緣強(qiáng)調(diào)處理)等。另外，圖像生成部14對超聲波圖像數(shù)據(jù)，合成各種參數(shù)(parameter)的文字信息、刻度、體位標(biāo)記(body mark)等。
[0054]即，B模式數(shù)據(jù)以及多普勒數(shù)據(jù)是掃描轉(zhuǎn)換處理前的超聲波圖像數(shù)據(jù)，圖像生成部14所生成的數(shù)據(jù)是掃描轉(zhuǎn)換處理后的顯示用超聲波圖像數(shù)據(jù)。另外，B模式數(shù)據(jù)以及多普勒數(shù)據(jù)被稱為原始數(shù)據(jù)(Raw Data)。圖像生成部14根據(jù)作為掃描轉(zhuǎn)換處理前的二維超聲波圖像數(shù)據(jù)的“二維B模式數(shù)據(jù)或二維多普勒數(shù)據(jù)”，生成作為顯示用二維超聲波圖像數(shù)據(jù)的“二維的B模式圖像數(shù)據(jù)或二維多普勒圖像數(shù)據(jù)。
[0055]圖像存儲器15是存儲圖像生成部14所生成的顯示用圖像數(shù)據(jù)的存儲器。另外，圖像存儲器15還能夠存儲B模式處理部12或多普勒處理部13所生成的數(shù)據(jù)。圖像存儲器15所存儲的B模式數(shù)據(jù)或多普勒數(shù)據(jù)例如在診斷之后操作者能夠調(diào)出，經(jīng)由圖像生成部14變?yōu)轱@示用超聲波圖像數(shù)據(jù)。
[0056]另外，圖像生成部14將超聲波圖像數(shù)據(jù)和為了生成該超聲波圖像數(shù)據(jù)而進(jìn)行的超聲波掃描的時(shí)間，與從心電圖掃描儀4發(fā)送來的心電圖建立對應(yīng)而保存在圖像存儲器15中。后述的圖像處理部17或控制部18通過參照保存在圖像存儲器15中的數(shù)據(jù)，從而能夠取得為了生成超聲波圖像數(shù)據(jù)而進(jìn)行的超聲波掃描時(shí)的心時(shí)相。
[0057]內(nèi)部存儲部 16存儲用于進(jìn)行超聲波收發(fā)、圖像處理以及顯示處理的控制程序(program)、診斷信息(例如，患者ID、醫(yī)師的意見等)、診斷協(xié)議(protocol)、各種體位標(biāo)記等各種數(shù)據(jù)。另外，內(nèi)部存儲部16根據(jù)需要還用于圖像存儲器15所存儲的圖像數(shù)據(jù)的保管等。另外，內(nèi)部存儲部16所存儲的數(shù)據(jù)能夠經(jīng)由未圖示的接口(interface)，向外部裝置轉(zhuǎn)送。另外，外部裝置例如是進(jìn)行圖像診斷的醫(yī)師所使用的PC (Personal Computer)、CD或DVD等存儲介質(zhì)、打印機(jī)(printer)等。
[0058]圖像處理部17為了進(jìn)行計(jì)算機(jī)輔助診斷(Computer-Aided Diagnosis:CAD)而設(shè)置在裝置主體10上。圖像處理部17取得保存于圖像存儲器15的超聲波圖像數(shù)據(jù)，進(jìn)行用于診斷輔助的圖像處理。并且，圖像處理部17將圖像處理結(jié)果保存在圖像存儲器15或內(nèi)部存儲部16中。另外，對圖像處理部17進(jìn)行的處理，在后進(jìn)行詳述。
[0059]控制部18控制超聲波診斷裝置的整體處理。具體而言，控制部18根據(jù)經(jīng)由輸入裝置3由操作者輸入的各種設(shè)定要求、從內(nèi)部存儲部16讀入的各種控制程序以及各種數(shù)據(jù)，控制發(fā)送接收部11、B模式處理部12、多普勒處理部13、圖像生成部14以及圖像處理部17的處理。另外，控制部18進(jìn)行控制，以便將圖像存儲器15或內(nèi)部存儲部16所存儲的顯示用超聲波圖像數(shù)據(jù)顯示在顯示器2上。另外，控制部18進(jìn)行控制，以便將圖像處理部17的處理結(jié)果顯示在顯示器2上，或者進(jìn)行控制，以便向外部裝置輸出。另外，控制部18進(jìn)行控制，以便根據(jù)圖像處理部17的處理結(jié)果，由顯示器2的揚(yáng)聲器輸出規(guī)定的聲音。
[0060]以上，針對第I實(shí)施方式所涉及的超聲波診斷裝置的整體結(jié)構(gòu)進(jìn)行了說明。在該結(jié)構(gòu)下，第I實(shí)施方式所涉及的超聲波診斷裝置使用二維超聲波圖像數(shù)據(jù)進(jìn)行容積信息的測量。例如，第I實(shí)施方式所涉及的超聲波診斷裝置使用通過對包含被檢體P的心臟的剖面進(jìn)行超聲波掃描而生成的二維超聲波圖像數(shù)據(jù)，來進(jìn)行心臟的容積信息的測量。
[0061]以往，在超聲心動(dòng)圖檢查中，為了便利，心臟的容積信息的推定主要使用M模式法來進(jìn)行，但在由M模式法推定出的容積信息中，有時(shí)包含誤差。因此，作為能夠高精度地推定容積信息的方法，所知有使用二維超聲波圖像數(shù)據(jù)(二維B模式圖像數(shù)據(jù))的方法。以下，針對使用了二維超聲波圖像數(shù)據(jù)的容積信息的推定方法進(jìn)行說明。
[0062]“Area-Length法”或“圓盤總和法(Simpson法)”作為根據(jù)I剖面的二維超聲波圖像數(shù)據(jù)所描繪出的二維的輪廓，推定三維的內(nèi)腔形狀，高精度地推定容積信息的方法而被所知。圖2是用于說明圓盤總和法(Simpson法)的圖。
[0063]當(dāng)進(jìn)行圓盤總和法(Simpson法)時(shí)，以往的超聲波診斷裝置例如根據(jù)操作者映描(trace)A4C像所描繪出的左心室內(nèi)腔的輪廓的信息，接受內(nèi)腔區(qū)域(內(nèi)腔的輪廓位置)的設(shè)定，檢測所設(shè)定的內(nèi)腔區(qū)域的長軸?；蛘?，操作者設(shè)定用于指定長軸的2點(diǎn)。并且，以往的超聲波診斷裝置例如如圖2所示，將在A4C像中設(shè)定的左心室的內(nèi)腔區(qū)域等分為與左心室的長軸(參照圖中的L)垂直的20個(gè)圓盤。并且，以往的超聲波診斷裝置計(jì)算第i個(gè)圓盤與內(nèi)膜面交叉的2點(diǎn)的距離(參照圖中的％)。并且，以往的超聲波診斷裝置如圖2所示，將第i個(gè)圓盤中的內(nèi)腔的三維形狀近似為直徑“a/’的圓柱的切片(slice)。并且，以往的超聲波診斷裝置根據(jù)以下的式(1)，將20個(gè)圓柱的體積的總和計(jì)算為近似于內(nèi)腔容積的容積信息。另外，在式(I)中，將長軸長表示為“L”。
[0064]【數(shù)學(xué)公式I】
【權(quán)利要求】
1.一種超聲波診斷裝置，其特征在于，具備: 圖像取得部，取得通過對規(guī)定的多個(gè)剖面分別在至少I次心跳以上的規(guī)定區(qū)間進(jìn)行超聲波掃描而生成的多個(gè)二維超聲波圖像數(shù)據(jù)組； 輪廓位置取得部，遍及上述規(guī)定區(qū)間而進(jìn)行包含二維的模式匹配的追蹤處理，取得上述多個(gè)二維超聲波圖像數(shù)據(jù)組分別所包含的規(guī)定部位的內(nèi)腔以及外腔的至少I個(gè)的輪廓位置的時(shí)間序列數(shù)據(jù)； 容積信息計(jì)算部，根據(jù)從上述多個(gè)二維超聲波圖像數(shù)據(jù)組分別取得的多個(gè)輪廓位置的時(shí)間序列數(shù)據(jù)，來計(jì)算上述規(guī)定部位的容積信息；以及控制部，進(jìn)行控制以便輸出上述容積信息。
2.根據(jù)權(quán)利要求1所述的超聲波診斷裝置，其特征在于， 上述超聲波診斷裝置還具備室壁運(yùn)動(dòng)信息計(jì)算部，該室壁運(yùn)動(dòng)信息計(jì)算部根據(jù)上述多個(gè)輪廓位置的時(shí)間序列數(shù)據(jù)，來計(jì)算上述規(guī)定部位的室壁運(yùn)動(dòng)信息， 上述控制部進(jìn)行控制以便輸出上述容積信息以及上述室壁運(yùn)動(dòng)信息。
3.根據(jù)權(quán)利要求1所述的超聲波診斷裝置，其特征在于， 上述輪廓位置取得部取得作為上述規(guī)定部位的心臟的心室以及心房的至少I個(gè)的輪廓位置， 上述容積信息計(jì)算部計(jì)算舒張末期容積的數(shù)值信息、收縮末期容積的數(shù)值信息、排出率的數(shù)值信息、心肌重量的數(shù)值信息以及容積的時(shí)間變化曲線的至少I個(gè)來作為上述容積信息。
4.根據(jù)權(quán)利要求3所述的超聲波診斷裝置，其特征在于， 上述超聲波診斷裝置還具備輸入部，該輸入部接受收縮末期的時(shí)相的設(shè)定， 上述容積信息計(jì)算部根據(jù)上述輸入部所接受的設(shè)定信息，從上述多個(gè)輪廓位置的時(shí)間序列數(shù)據(jù)分別選擇收縮末期時(shí)相的輪廓位置，并使用該選擇出的輪廓位置，來計(jì)算基于收縮末期時(shí)相的容積信息。
5.根據(jù)權(quán)利要求3所述的超聲波診斷裝置，其特征在于， 上述超聲波診斷裝置還具備檢測部，該檢測部分別根據(jù)上述多個(gè)輪廓位置的時(shí)間序列數(shù)據(jù)，將上述容積信息變?yōu)樽钚』蛘咦畲蟮臅r(shí)相作為收縮末期時(shí)相來進(jìn)行檢測， 上述容積信息計(jì)算部基于作為收縮末期時(shí)相而由上述檢測部檢測出的時(shí)相，從上述多個(gè)輪廓位置的時(shí)間序列數(shù)據(jù)分別選擇收縮末期時(shí)相的輪廓位置，并使用該選擇出的輪廓位置，來計(jì)算基于收縮末期時(shí)相的容積信息。
6.根據(jù)權(quán)利要求5所述的超聲波診斷裝置，其特征在于， 上述檢測部還檢測分別根據(jù)上述多個(gè)輪廓位置的時(shí)間序列數(shù)據(jù)而檢測到的收縮末期時(shí)相的差異亦即時(shí)相差異， 上述控制部進(jìn)行顯示上述時(shí)相差異的顯示控制處理、以及當(dāng)上述時(shí)相差異超過了規(guī)定的值時(shí)進(jìn)行通知的通知控制處理的至少I個(gè)。
7.根據(jù)權(quán)利要求5所述的超聲波診斷裝置，其特征在于， 上述超聲波診斷裝置還具備輸入部，該輸入部從參照上述檢測部在各輪廓位置的時(shí)間序列數(shù)據(jù)中檢測到的收縮末期時(shí)相的操作者接受該收縮末期時(shí)相的變更， 上述容積信息計(jì)算部基于上述輸入部接受的變更后的收縮末期時(shí)相，來重新計(jì)算上述容積信息。
8.根據(jù)權(quán)利要求1所述的超聲波診斷裝置，其特征在于， 上述超聲波診斷裝置還具備檢測部，該檢測部在上述多個(gè)二維超聲波圖像數(shù)據(jù)組之間，檢測I次心跳區(qū)間的差異亦即區(qū)間差異， 上述控制部進(jìn)行顯示上述區(qū)間差異的顯示控制處理、以及當(dāng)上述區(qū)間差異超過了規(guī)定的值時(shí)進(jìn)行通知的通知控制處理的至少I個(gè)。
9.根據(jù)權(quán)利要求1所述的超聲波診斷裝置，其特征在于， 上述輪廓位置取得部在作為上述容積信息而計(jì)算與容積相關(guān)的時(shí)間變化信息的情況下，進(jìn)行時(shí)間性插補(bǔ)處理，將上述多個(gè)輪廓位置的時(shí)間序列數(shù)據(jù)分別校正為具有大致同一時(shí)相的輪廓位置的同步的時(shí)間序列數(shù)據(jù)。
10.根據(jù)權(quán)利要求1所述的超聲波診斷裝置，其特征在于， 上述輪廓位置信息取得部通過分別對上述多個(gè)二維超聲波圖像數(shù)據(jù)組而遍及連續(xù)的多次心跳區(qū)間進(jìn)行追蹤處理，來取得該多個(gè)二維超聲波圖像數(shù)據(jù)組各自的多次心跳的輪廓位置的時(shí)間序列數(shù)據(jù)， 上述容積信息計(jì)算部根據(jù)上述多個(gè)二維超聲波圖像數(shù)據(jù)組各自的多次心跳的輪廓位置的時(shí)間序列數(shù)據(jù)來計(jì)算多次心跳的容積信息，還計(jì)對該計(jì)算出的多次心跳的容積信息進(jìn)行平均后的平均容積信息， 上述控制部進(jìn)行控制以便輸出上述平均容積信息。
11.根據(jù)權(quán)利要求1所述的超聲波診斷裝置，其特征在于， 上述容積信息計(jì)算部使用根據(jù)多個(gè)剖面的二維圖像數(shù)據(jù)推定容積的圓盤總和法或者Area-Length法來計(jì)算上述容積信息。
12.根據(jù)權(quán)利要求11所述的超聲波診斷裝置，其特征在于， 上述超聲波診斷裝置還具備檢測部，該檢測部在上述多個(gè)二維超聲波圖像數(shù)據(jù)組之間，使用上述多個(gè)輪廓位置的時(shí)間序列數(shù)據(jù)，來檢測在上述圓盤總和法或者上述Area-Length法中使用的長軸長的差異亦即長軸差異， 上述控制部進(jìn)行顯示上述長軸差異的顯示控制處理、以及當(dāng)上述長軸差異超過了規(guī)定的值時(shí)進(jìn)行通知的通知控制處理的至少I個(gè)。
13.根據(jù)權(quán)利要求2所述的超聲波診斷裝置，其特征在于， 上述室壁運(yùn)動(dòng)信息計(jì)算部計(jì)算局部的變形、局部的位移、局部的變形的時(shí)間變化率、局部的位移的時(shí)間變化率、整體的變形、整體的位移、整體的變形的時(shí)間變化率、整體的位移的時(shí)間變化率的至少I個(gè)作為上述室壁運(yùn)動(dòng)信息。
14.根據(jù)權(quán)利要求1所述的超聲波診斷裝置，其特征在于， 上述圖像取得部分別從上述多個(gè)二維超聲波圖像數(shù)據(jù)組取得I次心跳區(qū)間大致一致的二維超聲波圖像數(shù)據(jù)組。
15.一種圖像處理裝置，其特征在于，具備: 圖像取得部，取得對規(guī)定的多個(gè)剖面分別在至少I次心跳以上的規(guī)定區(qū)間進(jìn)行攝影而得的多個(gè)二維醫(yī)用圖像數(shù)據(jù)組； 輪廓位置取得部，遍及上述規(guī)定區(qū)間而進(jìn)行包含二維的模式匹配的追蹤處理，取得上述多個(gè)二維醫(yī)用圖像數(shù)據(jù)組分別所包含的規(guī)定部位的內(nèi)腔以及外腔的至少I個(gè)的輪廓位置的時(shí)間序列數(shù)據(jù)； 容積信息計(jì)算部，根據(jù)從上述多個(gè)二維醫(yī)用圖像數(shù)據(jù)組分別取得的多個(gè)輪廓位置的時(shí)間序列數(shù)據(jù)，來計(jì)算上述規(guī)定部位的容積信息；以及控制部，進(jìn)行控制以便輸出上述容積信息。
16.一種圖像處理方法，其特征在于，包含: 圖像取得部取得對規(guī)定的多個(gè)剖面分別在至少I次心跳以上的規(guī)定區(qū)間進(jìn)行攝影而得的多個(gè)二維醫(yī)用圖像數(shù)據(jù)組， 輪廓位置取得部遍及上述規(guī)定區(qū)間而進(jìn)行包含二維的模式匹配的追蹤處理，取得上述多個(gè)二維醫(yī)用圖像數(shù)據(jù)組分別所包含的規(guī)定部位的內(nèi)腔以及外腔的至少I個(gè)輪廓位置的時(shí)間序列數(shù)據(jù)， 容積信息計(jì)算部根據(jù)從上述多個(gè)二維醫(yī)用圖像數(shù)據(jù)組分別取得的多個(gè)輪廓位置的時(shí)間序列數(shù)據(jù)，來計(jì)算上述規(guī)定部位的容積信息， 控制部進(jìn)行控制以便`輸出`上`述容積信息。
【文檔編號】A61B8/08GK103648402SQ201380000515
【公開日】2014年3月19日 申請日期:2013年3月25日 優(yōu)先權(quán)日:2012年3月30日
【發(fā)明者】阿部康彥, 橋本新一, 赤木和哉 申請人:株式會(huì)社東芝, 東芝醫(yī)療系統(tǒng)株式會(huì)社