专利名称：超声波诊断装置及其控制方法
波it断^J^LM制方法
狀领域
;^发明涉;s^^波i貪断^^^5i，制方法，本发明特别是涉;sjMi^^心
电信号絲成的^L信号，^^皮糾内，通it^声波，进行3^N3描的超声波 i貪断^i^LM制方法。 背景狀
近年，可将3维图像怍为运动图像而显示的超声波诊断装置的开发急i^ 选艮，如果与过去的2维图^Ntbi欧，可显示高》嚼率并JD^宽范围的诊断图 像。
但是，由于超声波诊断装置iMJ在生物体内传播的超声》^^形成诊断图像， ^t^l声irf^辦的发送^，直到接齡自生物体内的^H^止的时间即使 在3^^声波诊断装置中，仍与2^^声波诊断装SJJ^目同。于是，如果要 以较高的M率，对生物体内的3维空间范围进4亍扫描，则扫描^^的波位 (beam position)数量增加，对于规定范围的扫描所需要的时间，3维超声波诊 断装置""^L长于2 ^^^波i貪断^^置。即，如果^^相同的空间，率，则通 过3维超声波诊断^im得的3维图4象的帧频(3维图像的更鄉率)A^、SJi 低于通过2 ^^^波诊断装M^得的2维图4象的帧频。
为了解决该问题，人们自以往:lfc^讨了各种方法(专利文献l，专利文献2 等)。基本的想法是将成为诊断对象的整个范围(在下面称为"全容积(full volume)")分割为多个小区域(在下面称为"子^P、")，将以较高的帧频对子 $^、的3维空间进行扫描的图^^据齡，获#^ 、的3维图氛在该方法 中，由于子^P、的，J^则时刻针对每付^P、而不同，糾于子^P、的^SM兑， 重要的;i确〗呆空间的连续性。
另一方面，才Miit^lHi,伴随呼吸，心脏的跳动，其诊断对象^M立 纹。 由此，比如，在专利文献l等中，//Hf有与心脏的运动同步，获得子^^P、内的 多个图傢4^据的4支术。专利文献1等公开的净脉涉及将心脏的3维图像怍为运
动图像，实时地形成的才i^， ^fei如下。作为与心脏的运动同步的信号釆用心电'图的信号，即、ECG (ElectroCardioGram)信号。更^#^说，将在心脏的扩^^期产生的R波 信号用作ECGliiL信号。
将打算，膽的心脏的3维区域糾(全容积)分割为比如，4付容积，针 对每付^P、，按照与JiiiECG)li^信号同步的定时，收集l次心跳量的图像 数据。该1次心跳量的图^^t据由多个帧图像形成。比如，每次心跳时(每当 ECG触发信号的1个周期)，按照20次^l地对同""^^^ii行扫描，由此， 在同-"f"容积，收集20个帧图1象。&匕场合，如果将心跳的周^K^为1秒， 则4f对每^H"^^^得的图傢数据的帧频为20fps( frames per second),对于将 心脏的运动作为运动图像絲获而言;l^充分的值。
另一方面，在^it过各子^P疾得的图^a据掩^，合成全^R的图^^ 据时，城过子^P戚得的多个帧图像中，从^f"^P、中抽出相同的"时间相 位"的帧图像，将^4^，形成全^ 、的帧图像。^E，"时间相位"指以ECG li^信号的;^时刻为M的^J:。通常，心脏的》|^、扩展的运动为与ECG Ifc^信号同步，具有同步性的运动。于是，如^^各自的子^ 、中抽出相同"时 间相位"的帧图像，将它们齡，则lJ^角保子^P之间的空间的錄性。实际 上，从接近ECGli^信号的一方起，按照v^l扫描的力lW，射己"时间相餅 号"，将W目同"时间相贿号"的扫描中获得的帧图^^，合成全^P、的图H 比如，^^^P、分割为4个子^P、A， B， C， D， ^it行20次各子容积的^！ 扫描的场合，针对每^H"^P、，获得>^"时间相^号0"，到"时间相^^号19" 的20张帧图像。另夕卜，从子^^P、A， B， C， D中抽出相同"时间才EH游号"的 帧图像，将#^,由此，将与该"时间相^^号"相对应的全^k的图像合成。 该#^4十对每个'时间相餅号"而进行，将从"时间相餅号0"到"时间才lHi^
号19"的全^P、图像合成。其结果是，e^的全^ 、的帧图像的数量4+^每个
ECG触发信号为比如20个，全^k图像的帧频成为与子^h的帧频相同的值。 即，可形成比如，具有20fps的帧频的全^P、的运动图傳"
专利文献l: US6544175号专利说明书
专利文献2: JP特开2007--20卯8号文献
IMi^P样，在专利文献1等公开的e^"^M^中，按照每个ECG触发信号， 多^JjW" 1 M^k内部进4亍扫描。在该^SJ^扫描的场合，通常针对每个发i^，冲，一ii^^声^L^的发送方向，一i^j"子容积的内部进行扫描。由 此，各^J^扫描所需要的时间(在下面称为"^^扫描周期"。其倒数相
lt量的乘积而确定。
其中，乐W中^周期受诊断对象部位的最大诊断距离(诊断对象部位的深 度)制约。如^J^t^gJJ^期雄，则可诊断的船的^ 小。反之，如果 乐辦^J^I期过长，则每个子^P、的^J^扫描周期变长，这样，帧频剮氐，作 为运动图像的时间，率变净i1^1
由此，通常，将在满;i^大诊断距离的范围中获得尽量高的帧频那样的脉
冲^SjJ^娜先i^;固定值，按照每个已i议的乐辦^gjj^期，对发送;狄 的位置进行更新。
另一方面，子容积内的发送波位数對Mt子^P、的H、即子^ 、的扫描 范围而确定。如果i^^割lt量一定，则子^H的宽度才^^^的^1而确定， 因此，发送波位数量可^^全容积的H即诊断对象部位的M而J^确定。
^J1样，# 断对象部位的^^和^1，分别决^J^t^JJ^期和发送 波位数量，其结^Jiii^l扫描周期确定。如果诊断对象部位的^JL和t^L相 同，则^l扫描周期也可iM;—定的固定值，这样，在过去，采用预先i议的 固定的>0^扫描周期。
但是，fJii^卩样，子^P、的^l扫描通过ECG)li^信号而开始，在下一 ECG^^信号到来之前，^J^y3描相同子^ 、。如果下一 ECG li^/f言号到 来，则移动到相邻的子^1、，开始在该子^P丄的^Ji3描。
由此，在ECG^/f言号的间距、即心跳周期不是预定的固定的>0>扫描周 期的 _倍的场合，紧接ECG淘波信号到来之前的^t的^l扫描在中i^皮中 断。其结果是，在絲的>^^扫描中的获得数据不能用作完整的图像，W寻不 作为无用的数据而废弃。在此场合，不^l^得数据的利用效率降低，而且无法 获得紧接ECG ^L信号之前的状态的心脏图氛无论是在#4^^分割为子容 积而进行扫描的情况下，^￡^在不#4^^分割为子^^的情况下直接进行扫 描的情况下，只要采用ECGli^信号，开始扫描，便会产生该问l于是，人 们希望^ii行图像诊断的方面，改善该问题。
发明内容
7;^发明p^十对上述情况而提出的，本发明的目的在于4^供防jtJ寸于紧接
ECG^L信号之前的^J^扫描在扫描的中途帔中断的情况，可提高获^^t据的 利用效率，并JUi可形成紧接ECG触发信号之前的图像的超声波诊断装J^其 控制方法。
为了解决上述课题，本发明的超声波诊断装置的特征在于其包^^声波探
头，其一边沿主扫描方向和副扫描方向，^^声波》^^3描， 一边输出发it^
冲，其收絲自被糾内的^Jt信号；扫描控制部，其WRP，输入针对每个 心跳的周期而输出的^_信号，相对上述被M的所需的诊断区域，^yjiii !^L信号，到下一^JL信号的期间，按照多次AJ^-hi^l声^A^描，通过 上ii^i^^中的脉冲^X^期的控制，控制上i^l扫描周瓶图像形成部， 其形成与上述各>0>扫描周翻目对应的图像，上述扫描控制條照上i^Ji3 描周期的^t倍为基于上鄉发信号的周期的参照值的方式，确定而控制上述
另夕卜，本发明的超声波诊断装置的控制方法的特M于该方法包括下述步 骤(a)—边沿主扫描方向和副扫描方向^^^声^^i3描， 一边输出发iHl^t， 收絲自被检体内的^H言号；(b) ^MP输入针对每个心跳的周期而输出的 触发信号，相对上述被糾的所需的诊断区域，^Ji鄉发信号，到下一触 发信号的期间，按照多次^J^W^JJi^声^M3描，并ilitiiJi^J^^中 的乐辦^gjj^期的控制，控制上ii^O^扫描周瓶(c)形成与上述各^1扫描 周翻目对应的图4象，在步骤(b)，按照JASJi3描周期的整数倍为基于上述 ^L信号的周期的参照值的方式，确定而控制-tiiJ^tU周期。
图1为以示意方式表示3维的^i声波it断^置的诚^i3描的图。 图2为表示^JL明的超声波诊断装置的结构实例的方框图。 图3为li^L性(triggered) 3维诊g式(子^^3描)的"fif动作fe念 说明图。
图4为^i生3维诊^f莫式(全^P由描)的^it动作扭Jfc^兌明图。 图5为说明过去的^i生3维诊4^莫式的问现泉的图。 图6为说明本发明的超声波诊断装置中的liiL性3维诊^^式的动作扭无念 的图。图7为表示^0^扫描周期的变更方法(第1方法)的处理实例的流程图。 图8为预备扫描模式的扫描积无#向)1*^性3维诊*^莫式##的模式## 的^t念的图。
图9为表示^^扫描周期的变更方法(第1方法)的动作说明图。 图10为表示^Ji3描周期的变更方法(第1方法)的乐辦^Oj^期的变更 扭无念的图。
图11为通过数值例来说明心浪Mfcl^变^的^J^扫描周歉间的关系的图。
图12为表示^l扫描周期的变^r法(第2方法)的处理实例的流程图。 图13为表示^1扫描周期的变^法(第2方法)的动作说明图。 图14为表示>0>扫描周期的变更方法(第3方法)的处理实例的;;^呈图。 M实施方式
参照附图，对本发明的超声波诊断^S^Wt制方法的实施方iCi^ti兑明。 (1)她清#絲
图1为以示意方式表示本实施方式的超声波诊断装置1的^i声i^的扫描 状态的图。^!声波诊断装置1通过按照2维朝g'J有多^￡声波振子11的超声波 探头IO,形成细的超声i^。朝向被检体的希望的诊断区域3i^H亥超声沈良， 以电子方式沿主扫描方向和副扫描方向^ti貪断区域的范围进行扫描。从诊断区 域的A^信号，获得主扫描方向、副扫描方向和距离方向的3维信息。
相对按照1维方^刚有超声波振子的以往的1 ^!声波探头的扫描范围 为平面状的范围的情况，本实;^iUt样的2维超声波探头10的扫描范围为3 维的立体范围。另外，由于对^^t^细的超声^L^:行扫描，故可从更宽范 围的i貪断区域，获得艮高的，率的3维信息。可才Mt已获得的3维信息，形 ^A任意的方向XW的3维图像、或按照任意的断面而切取的断面图H
另一方面，由于沿主扫描方向和副扫描方向扫描超声波束，；!Wi貪断区域 整体(全容积)进行扫描的波^t對目对平面状的扫描范围，絲增加。其结 果是，如果单^kA端部到端部按顺序对全^ 、的范围进行扫描，则对全^R 扫描l次的时间增加。由此，全^P、图像的帧频斷氐。
于是，象前述那样，在本实施方式的超声波诊断装置1中，采用下述的方 法，在该方法中，#4^^、分割为多个(比如4个)子^P"按照较高的帧频(比如，20fps)对^I^^P进行扫描，将^^^"^^I^寻的帧图寸象^M^ 掩^，冶、成全^R的帧图^象。由于全^P、图像的帧频也可实现与子^ 、的帧频 相同高的帧频(比如，20fps)，故即^^f于具有心脏这样的运动的诊断区域，仍 可实时地形成3维的运动图像。
图2为表示超声波诊断装置1的结构实例的方冲匡图。超声波诊断装置1包 括比4p^声波探头10、发送翻丈部20、信号处理部30、图像形成部40、显示 部50、系统控制部60、扫描控制部70、,部80等。
超声波探头10包^^照格子状排列的多^^声波振子11, ^^M^送接收
部20的发送部2i输出的发i^w中信号，形^^声》:^辦，并朝向被^^发l
另外，将A^^^絲来的超声^^H言号变涵电信号，将絲出给发送接 收部20的接收部22。进而，才^^M3描控制部70输出的^A^3描控制信号， 沿主扫描方向和副扫描方向来扫描超声;^。
^L送接收部20的发送部21中，才緣由扫描控制部70形成的定时信号等， 形成^^各超声波振子ll的发i^辦。另外，为了同才"W+緣由扫描控制部70
的舰量等。
^EJL送接收部20的翻欠部22中，对来自从各超声波振子11输出的被糾 的^g^信号进4豫大，>^對以信号变换为数字信号。另外，才赚通过扫描控制 部70形成的^^^3描控制信号，将用于决定翻丈用的超声^L^的扫描方向的延 迟彭议为各超声波振子ll的雄言号，然后进份口絲算，微行了加絲 算的信号作为^^形成的>gJN 信号，输出^f言号处理部30。
在信号处理部30中，对从接收部22输出的^Ht号，进行滤^t理等的 信号处理，将藩出给图像形成部做
在图像形成部40中，对应于波^3^置，才N^^H言号形成3维图像数 据，特别是在^实施方式的超声波诊断装置1中，进行针对每^^^P、形成图 ^^t据并^^各子^P、图像合成全^P、的3维图^^:据的处理。该合i^理为 与扫描控制部70的动作^^动的处理，关于其细部，将^面描述。
在图像形成部40中，对已合成的全容积的3维图傢lt据进^^^处理等， 形威/^任意的角度观看的3维图像、或按照任意的面切断的断面图像等，将其 输出给显示部70。3维图^lt据可提供比^^个20fps的帧时间^L^新的运动图像。可在诊断中，实时^1^动图^^出给显示部70，但是，也可将图^lt据
临时地^M^at当的絲器中，在诊断后，离线緣出运动图像，或切出运动
图^f象的""^分，输出静止画。
显示部70为比力魂it^晶显示装置等构成的显示器,显示从图傢形成部40 输出的图^象、^#诊断用> 。
^ft部80为所{胃的/4 口 ，可相对超声波诊断装置i i5:^Mti:M^莫式、
随^it断模式的^t^lt本实施方式的超声波诊断装置1的特#于## ECG触发信号可将跳动的心脏的运动作为3维的运动图像来显示的诊J^莫式 (在下面称为觖义性3维诊,式)，但是，也可按照其它的过去具有的2维诊 ^f^式而动作。it些it^f莫式的i议、切换经由,部80 iMi行。
在系g制部60中，#^1过#^部8(H议的诊S^莫式、^t#lt进 4亍^1声波^貪断^^ 1的*的控制。
在扫描控制部70中，进行与诊B^莫i^目对应的超声》:^的^^管ig^发送 接收的时间管理。特别是在li^性3维诊^^莫式中，才M^从心电计100输出的 ECG信号(R波)形成ECG触发信号(触发信号)，与该触发信号同步地决定 每个子^^的^^H描位置(主扫描方向和副扫描方向)、与子$^ 、内的>^1扫 描有关的诸元，将無出给发送接收部20、图像形成部40。另外，决^￡声波 束的发iHl^t^OJ5率(prf: pluse repetition frequency)等的发ilU^中诸元， 基于发^Ji^t诸元的M定时信号^it过扫描控制部70形成' (2) li^性3维诊Hl^莫式的动作 对fji^p样构成的超声波诊断装置l的动作、特别;Ui^性3维诊E^莫 式的动作iiffi兌明。
图3为说明^i生3维诊,式的动作原理的图，为比如在专利文献1等 中^Hf的技术。)li^性3维诊S^莫iU^要以心脏为诊断对象，为4顿淑匕动而 变化的心脏的运动作为3维的运动图像进行显示的诊E^莫式。在觖&性3维诊 4^莫式中，从心电计100输入与患者的心脏的跳动相对应而 的心电图信号 (ECG信号)，形成称为ECG触发信号的ii^t信号。作为ECG信号多釆用在 心脏的扩絲期附近渝出的脉沖状的R波的信号(参照图3 (a))。将该ECG 信号输AJ'J扫描控制部70中，iMJ适合的阈值形成ECG触发信号(参照图3 (b) )。 ECG触发信号为与跳动同步的信号，在心跳为在1秒的期间60次的场合，ECG触发信号的周期为1秒。
在lfc^性3维诊^^莫式中，^it断区域的，(全^ 0分割为多M容 积(分割区域)，按照每个ECG触发信号扫描^^子容积。比如，如图3 (f)中 列举的那样，^^^P、分割为4付^RA， B， C和D。另夕卜，对应于ECG )li^信号的觖良0， 1, 2， 3的输入，^^、子容织A, B， C和D的;',进行扫 描。
此时，对于各子^K不仅仅扫描1次，而;L^多次(N次)^feii行扫描。 图3为表示进行4次(N = 4)的及J^扫描的实例。由于4f5f^^子容织的1次扫 描时间Tf^述的那样，与运动图像的帧时间(帧频的倒数)相对应，妙了 获4种滑的运动的运动图像，t^f是在比如，50ms ( =l/20fps)左右或在其以 下。如果MECG ^^f言号的周期为1秒，另外1次的扫描时间为上述的50ms, 则每^H"^H的^1扫描数量N为20。图3表示为了便i^兌明，每M^P、的 >^1扫描数量N为4的场合的实例。
即^M"相同子^^^行^1扫描的情况下，由于心脏周斯^J4^动，所 以如泉表自ECG敞&的^i^时间、即时间相位不同，则>^各^1扫描产生的图
图3 (c)所示的时间相^号按照1次的扫描时间的^f立，来划分时间相 位，从接近ECG触发信号的一方，将序号附加成"O"， "1", "2"， "3"。在图3 (d)中，按照"A0" "A3"， "B0，，~"B3", "C0，， "C3", "D0" "D3，，的方式 使"该时间相M号"O"， "1", "2"和'3"，与子容积A， B， C和D相关^来， 按照时间序列而Wi声;狄的扫撒',#^'
从信号处理部30向图像形成部40才鹏该扫描顺序实时地渝出被信号处理 后的来自被旨的^SJt信号。
图3 (e)为表示通过图像形成部40进行的全^H的合成方法的图。在图像 形成部40中，M过时间相位亭号i尸^出的各子^P、的数据中，抽出相同时间 相^^f号的数据，通过子^^、A， B， C， D^MUt行合成。即^^:相同时间 相*号的子^^教据，实际Ji^得它们的时刻分别相异ECG触发信号的周期 量。但是，由于认为心脏的形状的变^^有与ECG触发信号的周翔目同的周期 性，故将相同的时间相^号的子容积接^而获得的全^P、图像的空间的连续 '^4Ui被确保。^a得与时间相^^号0相对应的子^P、"DO"的数据的时刻，已获得子容 积"AO"， "B0"， "CO"的数据，在该阶段，产生与时间相*号0相对应的全容 积的图Y象。
接着，在获得与时间相^^号1相对应的子^ 、"D1"的数据的时刻，已获 ;f杆^^"Al", "B1"， "C1"的数据，产生与时间相^号1相对应的全^P、的 图像。在下面同才桃，形成时间相4饼号2和3的全$^、的图像。
如果子容积D的扫描"D3"结束，则返回到子容积A,进行扫描。此时，最 初获得的扫描数据"AO"置换为前一个形成的时间相位序号0的全^ Jt据的 "A0"，更M的时间相M号0的全容织图像。
fil样，全容扭图傢按照每^K"^P、的1次的扫描时间(在下面称为^ 扫描周期Tsv)的"^^皮形^Ul更新。
这*木即使全^^*的扫描时间实际上较长，仍可看上去^fe照子^F、 1 次的扫描时间，对全^^^ii行扫描那样。即、t^絲可使子^P、图像的帧
频和全^p、图像的帧频扣:^目同(^ 目同)。
比如，在通常的方法中，全^P、图像的帧频因扫描时间的约束，仅仅能达 到5fps。即^/^该情况下，#4^^ 、分割为4 M^1、，由此，各子容积的扫 描时间为全容积的1/4，作为各子容积图像的帧频，获得4倍、即20fps。在触 发性3维诊J^莫式中，子^P、图像的帧频直接成为全^K图像的帧频，由此， 如果与通常的方法相tb^，则获得4倍高的帧频。
^Jii样，对于觖义性3维i貪^f莫式即^^t较宽的3维i貪断区域，也能够按 照较高的帧频获得较高的辨率的图像，由此，即^^t于具有心Mil样的运 动的诊断对象，仍可形成实时的运动图傳、
但是，象ir述的那才羊，在过去的lfc^性3维诊l^莫式中，^Ml预先iR的 固定的>0>扫描周期。由此，在ECG触^^言号的间隔、即心跳周期Tecg不是 预先i^的固定的^l扫描周期的^:倍的场合，紧接ECGli^信号到来之前 的絲的级扫描在中敏中断。
另外，如絲过使同时接收的^^:量增加等缩短全^P、的扫描时间，则 不#^^^分割为子^ 、，仍照原样扫描，即^t^该情况下，仍可确保充分高 的帧频。在图4中，iMJECGlfc^信号的同时，不^4^^A分割为子^P、， 进行扫描。即^^该情况下，在ECG^^f言号的间隔、即心跳周期Tecg不是预先忠t的固定的^0^扫描周期的整数倍的场合，同样;Nk^jt紧接ECG触发信
号到达之前的氣昏的及J^扫描在中逸故中断的问题。在下面的说明中，以对已 分割的子容积进行扫描的场合为实例而进行说明，但是，不排除不分割为子容 积，对全^PJi行扫描的场合。
图5为^^说明该问题泉的图。图5 (a)表示ECG^L信号，ECG敝 信号的周期为心跳周期TECG。图5 (b)为表示^1对子^P、 A进行扫描的状 况的图。在该例子中，是^^对子^KA以固定的周期Tsv。(在下面，将该周 期称为^J^扫描周期(初始值)Tsvq)进行20次(从时间相位序号0到时间相 4錄号19)及1扫描的图。
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(时间相餅号19)的扫描结束之前，残留多余时间Tr， 下一 ECG触发信号(觖义1)到来。由于ECG触发信号(觖&1)的到来， 子容积A的扫描;^Ll1，转移到下—容积B的扫描(参照图5 (c))。其结果是， 时间相位序号19的数据并不完全，不能够用于全^R的图傢^^成。
于是，在^实施方式的超声波诊断装置1中，将^l扫描的周期fiU不是 固定的而是可变更的vSJi3描周期Tsv。而且，如下iiil样构成，即通过按照v^ 复扫描周期Tsv的^t倍为心跳周期Tecg的方式求出^Ji3描周期Tsv，通过 ^^^^Ji3描周期(初始值)Tsvo所求出的及l扫描周期Tsv，运4豫义性3 维诊附莫式。
图6为i兌明该^^见吝、的图，图6 (b)为基于变更前的应J^扫描周期(初 始值)Tsvo的扫描，图6 (c)表示基于变更后的及直扫描周期Tsv的扫描。
在变^的扫描中，由于^l扫描周期Tsv的^:倍为心跳周期TECG，故 M时间相^/f号0,到^的时间冲!Hi^号18的^1扫描不缺少的情况下进 行。由此，与紧接赋l之前的期间的心脏的运动有关的数据也能够iU员喊 得。下面对^Oi3描周期的变^r法进行^^说明。 (3)^!扫描周期的变更方法(第1方法)
图7为表示^1扫描周期的变更方法(第1方法)的处理例子的流程图， 图9为其说明图。这些处Si要通过扫描控制部70来进行。在第1方法中，通 it^悉体上均匀地变更构^J^扫描周期Tsv的内部的发i^辦的l^t^Jjfl 期Tp，进行^1扫描周期Tsv的变更。^it里，务辦^l周期Tp为l^t^Jj^率PRF (PulseR印etitionFrequency)的倒数。
在本实施方式的超声波诊断装置1中，^A^L性3维诊S^莫i^:前， ii^^为^^4"扫描才莫式的面扫描(2维扫描)(步骤ST1 )。
图8 (a)为说明预备扫描模式的一个实例的图。在预备扫描模式中，通过 超声^L^，交^k^目互直^^!2个面进行扫描，扭转50中排列tt示从 ^^扫描面获得的2张图^it据。预备扫描模式的主要目的为超声波探头10的 定位，才Wit过预备扫描模iC^得的2张图像，判fi^l声波探头10的位財于 W匕 t&^进行的li4L性3维诊6lff^式的诊断对象^i是否适当。预备扫描模式 由于为2面的扫描，故如果与li^性3维诊S^莫式(立^^3描)相Jp嫩，则全 范围的扫描时间非常短，肯^y^高的帧频，所以适合于一ii^^^^波探头 10移动一边^J则i貪断对象^Mi。
在预备扫描模式中，ECG触发信号也一^被输入(图7的步骤ST5),检 测ECG)li^信号的周期(心跳周期Tecg，)(步骤ST6)。将系数K (Kl)与 所求出的心跳周期T ecc，相乘，求出>^^1扫描周期Tsv等的^M^]的ECG 1^期(参照值)TECG (基于lfc^信号的周期的参照值)(步骤ST7)。系数 K作为估计心沒ya:量的变化的叙艮系数，多取为比如0,9左右的值，但是，4 实施方式的说明方面来说，即使在K-1的情况下，々j殳有障碍，故在下面的 说明中，i线K = 1 ，即不区分心跳周期Tecg，和ECG Ifc^I期(参照值)TECG, 单^fe^示为心跳周期Tecc。
另一方面，如^t预备扫描模式中，从辦部80输入向)^1性3维诊喊 式##的才莫式##指示(步骤ST2 )， M当的，器进4抖刀始值的读入(步骤 ST3 )。所读入的初始值比如为乐^KSJJ^期(初始值)Tpo (或初始PRF。)、发 送波做量Nb等'
乐辦U周期(初始值)T。为才Wi貪断对象^Mi的深度而预先i议的初始 值，比3一为划分狄的数值，设定为Tpo-200ns (PRFq-5000Hz )。
另一方面，发i^皮^t量NB为才M^t断对象"^Mi的^t而预先i^的值， 预先"i议为比如NB-261 (主扫描方向(AZ方向)29根，副扫描方向(EL方 向)9根)。
接着，计算戏扫描周期初始值Tsvo和频数的U扫描率(步骤ST4 )。 ^X扫描率实质上为构a动图像的帧频的值，在下面将^1扫描周期初始值Tsv的倒lt称为帧频FRsv， #^亥初始^1称为帧频(初始值)FRsvo。
^0^扫描周期的初始值Tsvo可才Wi十算式Tsvo = T p^Nb求出(参照图9
(b))。如果应用前述的数值例子，则>0>扫描周期的初始值TWO为Tsvo-TpoXNB = 200jisx261=52.2ms。另外，帧频(初始值)FRsvo为FRsvo = l/ Tsvo
=l/52.2ms = 19.2fps (frames per second )。
然后，对^^备扫描模式中的才娥心跳计算出的心跳周期tecg，能够以不
缺少数据地完全的形^^得的^1扫描数量N (步骤ST8 )。该计算式可表示为比如N = int (Tecg/Tsvq)。在i!E， int ( ) ^^示ii4亍^^^去的^W狄理的运沐
另夕卜，在图6(b)， (c)或图9(a)， (c)所示的实例中，通itJi述整数化运算，^X扫描数量N为19 (相当于从时间相4i^号0到18 )。
jH^卜，在下一步骤ST9，求出对于心跳周期tecg的M不漏掉、不剩*均匀^S5的^1扫描周期Tsv。 ^SJ^扫描周期Tsv可通itt匕如Tsv = Tecg/N的计算式求出。^!E求出的^Ji3描周期Tsv相当于图6 (c)和图9 (c)的变^的a扫描周期Tsv。
在步骤STIO,将^Oi3描周期Tsv除以发送波位数量NB，计算在^1_扫描周期Tsv的内部均匀^S己的发itl^t^l周期Tp。发i^^tOJfl期TV可通过Tp-Tsy/NB^4出(参照图9 (d)X
M， ^^在步骤ST8 步骤ST10计算并确定的新的^lt、即A^1扫描数量N、反复扫描周期Tsv,发illl^tU周期Tp等，开始基于觖义性3维诊断模式的扫描(步骤STll)。
在这里，如果i^预备扫描模式下测定的心逸M^:量为74bpm (beats perminute),贝'j心跳周期tecg为縣'j数，约810ms (步骤ST6, 7)。另一方面，^!扫描周期的初始值Tsv。象前述那样，为Tsvo-TpoXNB-ZOOjimsxZSl-52.2ms 。
如果将这些数，用于步骤ST8的^^^t理，则>^1扫描1 :量"为]^ =int (TWTsvo) = in" 810ms/52.2ms) = 15。
此时，>0>扫描周期(变更值)Tsv约为53.8ms，相对心跳周期810ms的剩余时间为约3ms (810ms - 15x53.8ms = 3ms )。另夕卜，此时的帧频FRsv约为18.5fps, PRF为4844Hz (乐辦>0^周期TP为约206jis )。另一方面，在不进行^gJi3描周期的变更，照原样采用初始值的M的场
合，^J^扫描周期(变更值)Tsvo约为522ms，相对心跳周期810ms的剩余时间约为27ms( 810ms — 15x52.2ms = 27ms )。另夕卜，此时的帧频FRsv约为192fps，PRF为5000Hz (乐辦^X^期Tpo为200ps )。
fit样，#实施方式的超声波诊断装置1中,通itt^Ji3描周期Tsv,可使紧接ECG li^信号之前的数据不^^得期间(剩余时间)象比如^MJ々27ms到约3ms那样地大幅JLW少。
但是，在步骤ST8的^W狄理中，如果仅財虑^W狄理，则还可进行四舍五入的 ^狄理。但是，如果:^4亍四^^iA^:理，则其结果是，变更后的^Ji3描周期小于初始值，其结果是，务辦^周期的变更值也小于初始值。缩M^^gJJ^期这一点t木诊断对象顿的^JL将小iH十划值(初始值)。
于是，在步骤ST8，进行^t舍掉的^W^t理，按照^^J^扫描周期大于初始值的方式来变更，与jtb^目应，乐辦^X^期M照大于初始值的方式变更。其结果是，在变^的1^中>0^瓶诊断对象部位的;狄大于初始值，可确实获得计划的i^l的数据。
图10为以示意方^J^H亥样子的图。图10 (a)为变更前的状态，>SJ^3描周期Tsvo约为52.2ms。此时的J3^中^周期Tro象前述那样，为200jis。与jtbf目对，图10 (b)为变^的状态，^0^扫描周期Tsv约为53.8ms，此时的乐辦U周期Tp约为206ns。 ！^tSjJ^期Tp^^初始值的200jis延长到约206ns,由此，可诊断的深彭口深了图10 (b)的阴影线区域。
图10 (b)为^^示心浪MSt量为74bpm时的变^的^l扫描周期Tsv约为53.8ms的实例的图，同样W目对其它的心浪ySt量，求出^Sj^扫描周期Tsv的结果的一个实例为图ll。
图11(a)表示4树心逸傲72bpm的变晃昏的及J^扫描周期Tsy约为55.5ms的情况。顺便说一下，此时的PRF约为4699Hz，乐J^KOJ^期Tp约为213fis。
图U(b)表示4树心逸傲76bpm的变更后的>11^扫描周期18￥约为52.6ms的情况。顺便说一下，此时的PRF约为4960Hz， ！^中^SX^期Tp约为202jis。
无论是哪个心淑傲的情况下，乐辦^周期Tp樹目对初始值的200fis变长。(4) ^J^扫描周期的变更方法(第2方法)
图12为表示>0>扫描周期的变更方法(第2方法)的处理实例的流程图，
17图13为其说明图。与第l方法的流牙呈图(图7)的不同点为氣台的处理的步骤ST100和步骤STU1，其以外的处理与第l方法相同。
在第1方法中，通it^悉体上均匀歧败中^OJ^期Tp，进行^J^扫描周期Tsv的变更，但是，在第2方法中， 仅仅-^分的发￡11^0中的脉冲>^1周期Tp，剩余的发i^辦的务辦^gX^辦为初始值的状态，进行>0^扫描周期Tsv的变更。
在第2方法中最单纯的方法为对于^J^扫描周期Tsv内的发il^辦中仅将^的发iHJ^冲的脉冲周期作为调整用发itJ^中周期TD，其以外的发iHJi^中的乐辦^JJ^期^^1初始值T。的方法。求出调整用发i^^沖周期TD的处理在图12的步骤100进行。
图13 (c )， ( d)为该方法的说明图。#^在步骤ST9新计算出的^1扫描周期Tsv，求出调整用发i^^冲周期TD ( = Tsv - Tsvo = Tgy - TpoXNB),将该调整用发it^冲周期td作为最后的发il^辦的脉沖周期。
通鄉2方法，^t^l扫描周期Tsv的^t倍J^为心跳周期TEcc这样的关系，可减少紧接ECG^U^^L前的无用的期间。(5) ^gj^扫描周期的变更方法(第3方法)
图14为表示^SJ^扫描周期的变更方法(第3方法)的处理实例的流程图。"錄l、第2方法中，如果指示模iC^^多，则才娥已计算的诊断用錄(反复扫描周期Tsv、 ^H^OJ^期Tp等)，自动地开始觖&性3维诊^^莫式，
与jtbf目对，在第3方法中，该LE如下处理，即一;i^MEJ^示部50中显示已计算的诊断用a(步骤ST201)，用户确认新的诊断用M的内^，判断是否输^##部80输入的模式##指示的处理(步骤ST202 )。
另外，由于帧频FRsv为诊断上重要的^^之一，M流程图中，附加计算帧频FRsv的处理(步骤ST200 )。
在第3方法中，由于可在用户确认已计算的诊断用^l!b^， 4^多到M性3维i貪S^莫式，故可进行^w确实的诊断。
象以上i兌明的那样，#^本实施方式的超声波诊断装置1与其制造方法，防jbJ寸于紧接ECG触发信号之前的^1扫描在扫描的中途中断的情况,可提高取得数据的利用效率，并J^形成紧接ECG^C信号之前的图像。
jW^卜，本发明并不限于上述实施方式，在实施方式中，可在不脱离其实质的范围内，tt《iL^部件来^^化。另外，通ii^上述实施方式中7/Hf的多个纟JL^部件的适当的组合，可形^Mt发明。比如，也可从实施方式中 /Hf的全部纟JL^部件中，删除几个《JL^部件。进而，还可适当组合不同的实施方式的组成部件。
权利要求
1. 一种超声波诊断装置，其特征在于包括超声波探头，一边沿主扫描方向和副扫描方向扫描超声波束，一边输出发送脉冲，收集来自被检体内的反射信号；扫描控制部，从外部输入按照心跳的每个周期而输出的触发信号，对于上述被检体的希望的诊断区域，在从上述触发信号到下一触发信号期间，多次反复地扫描上述超声波束，并且通过上述发送脉冲的脉冲反复周期的控制来控制上述反复扫描周期；以及图像形成部，形成与上述各反复扫描周期对应的图像，上述扫描控制部以使上述反复扫描周期的整数倍成为基于上述触发信号的周期的参照值的方式，决定并控制上述脉冲反复周期。
2. 條W漆求1所述的超声波诊断装置，絲姊于 上述扫描控制部对于按照M^数量分割上述诊断区域而得到的分割区域的M, ^Ui，发信号到下一触发信号期间，多次^l扫描上ii^声波束，控^上述图像形成辨娥上ii^J^扫描的顺序，使通过每个Ji^分割区域的反复扫描获得的数据相对应^Mk^，形^Ji述诊断区域，的图像。
3.條^f慎求l所述的超声波诊断装置，絲絲于配的方式，决定并控制上iii3^tU周期。
4.條W慎求3所述的超声波诊断装置，絲棘于 上述扫描控制部具有才財居上述被^^的i貪断对象的，;J^^L而预先i5LAJJ^期初始值，Jiii^H^OJ^^f皮决^等于或大于-ti^^t^J^期初始值。
5. 條W怯求1所述的超声波诊断装置，絲絲于^M期初始值;发信号的周期时，^Jiii^l扫描周期的-^分中i线调整用发i^辦，按照^Jlii^Oi3描周期的^lt倍成为上i^^信号的周期的方式，决^Jl述调整 用发i^辦的J3^中^JJ^期。
6. 條W怯求5所述的超声波诊断装置，鉼棘于 上述调整用发^^冲为^JJ^Ji3描周期的^的位XJiiM 1个的发鈔沐
7.條糊要求1所述的超声波诊断装置，M絲于还包括 IM乍部，能够通过用户的操怍，开始基于上述被决定的脉冲A^周期的控制；显示部，能够显甜鹏上述被决定的脉沖u周期而求出的诊断用^lt
8. 條W慎求7所述的超声波诊断装置，絲姊于 上述诊断用械包括上i40i3描周期ilg^扫描率、Jiii^Ji3描数、上述诊断区域的H上述诊断区域的果变、以及不能进行lt据收集的时间中 的至少1个。
9. "-^t超声波诊断装置的控制方法，^##于包4^下述步骤(a) —边沿主扫描方向和副扫描方向扫描超声i^， 一边输出^jtJi^t， 收絲自被糾内的雄言号；(b) Wh^输入按照心跳的每个周牆出的li^信号，对于Ji^被姊的希望的诊断区域，^/Ji，发信号到下一触发信号期间，多;i^^扫描上述超声^J^，并JJfiiJi^J^^中的^t^JJ^期的控制iM^制上i^Ji3描周期；(c) 形成与上ii^"^l扫描周^t应的图^^;在步骤(b)中，按照HJiii^^扫描周期的^:倍成为基于Jii^L信号 的周期的参照值的方式，决定并控制Jiiil^中U周期。
10. 才^^5U，J^求9所述的超声波诊断装置的控制方法，^#絲于 "述步骤(b)中，对于按照M^数量分割上述诊断区域而得到的分割区域的各个，^JLii^^信号到下一li^信号期间，多次^l扫描上ii^声波 束，并JLitiiJiii^i^辦的务辦^JJ^期的控制綠制上iiA^扫描周期，在Jiii步骤(c)中，^^上iaLSj^扫描的;i蹄，顿过每个Jiii分割区域 的^Sj^扫描而得到的数据相对应^Mk^，形^Ji述诊断区域整昧的图像。
11. 條糊要求9所述的超声波诊断装置的控制方法，耕棘于在步骤(b)中，按照上i^辦^JJ^^Uiii^l扫描周期内被均匀粉配的方式，决定并控制上5i^辦u周期。
12. 才NtW'J要求ll所述的超声波诊断装置的控制方法，^##于 在步骤(b)中，具有^^上述被M的诊断对象的^^而预先i议的l^t^gj^期初始值；将上^^辦>0^1期决定为等于或大于《11^^辦^1^#^始值。
13.才^^5U'漆求9所述的超声波诊断装置的控制方法，^#棘于 在步骤(b)中，^^^^Jiii被糾的诊断对象的^^而预先^X的l^中^SJJ^期初始值；发信号的周期时，在上ii^l扫描周期的一部分中设置调整用发:^^中，按照 ^Jii^Ji3描周期的^:倍成为上iili^信号的周期的方式，决^Ji述调整用发^^t的务M^OJ^期。
14. 才^^U'漆求13所述的超声波诊断装置的控制方法，^#棘于 上述调整用发i^^冲为^JJ^l扫描周期的最后的位^Ji设置1个的发i^沐
15. 才^^u，决求9所述的超声波诊断装置的控制方法，^Nr絲于还包括下述步骤通#自用户的操怍，开始基于Jiii决定的l^tA^期的控制； 显甜^IJiii决定的J3^i^OJfl期而求出的诊断用 。
16. 才^^U，J要求15所述的超声波诊断装置的控制方法，*##于 上述诊断用M包括上i4^1扫描周期^l扫描率、上iiAX扫描数、上述诊断区域的t变、上述诊断区域的深度、不能收集数据的时间中的至少1 水
全文摘要
本发明提供一种超声波诊断装置及其控制方法，该超声波诊断装置的特征在于其包括超声波探头；扫描控制部，从外部输入与心跳周期对应的触发信号，对于希望的诊断区域，按照每个触发信号多次反复地扫描超声波束，并且通过发送脉冲的脉冲反复周期的控制来控制反复扫描周期；图像形成部，形成与上述各反复扫描周期对应的图像，扫描控制部按照反复扫描周期的整数倍为基于触发信号的周期的参照值的方式决定并控制脉冲反复周期。
文档编号A61B8/00GK101480343SQ20081018957
公开日2009年7月15日 申请日期2008年12月12日 优先权日2007年12月12日
发明者佐佐木琢也, 掛江明弘 申请人:株式会社东芝;东芝医疗系统株式会社