专利名称：超声诊断装置的制作方法
技术领域：
本发明涉及超声诊断装置，其适于测量脉管壁的弹性模量，尤其是涉及ー种超声诊断装置，其便于从B模式图像检测血管前壁边界。
背景技术：
迄今为止，使用超声图像的超声诊断装置已经在医学领域中投入实际使用。一般，这种类型的超声诊断装置具有超声探针(此后称为探针)和诊断装置主体。超声波从探针朝向对象发射，来自对象的超声回声被探针接收，接收信号被诊断装置主体电处理(electrically processed)以产生超声图像。超声波朝向血管、心脏壁等发射，并接收来自它们的超声回声，分析接收信号以获 得脉管壁等的位移。根据所述位移，测量脉管壁、心脏壁等的弹性模量。例如，JP10-5226A描述了ー种技术，其中关于与心跳(心脏脉动)同步移动的对象发射和接收超声波，以获得超声回声的接收信号，利用接收信号的幅度和相位确定对象的即时位置，并追踪基于心跳的脉管壁的大幅位移运动，由此获得血管的弹性模量。特别是，基于脉管壁的顺序位置而获得脉管壁的微小振动的运动速度波形，并获得在脉管壁中的深度方向上预定间隔处的各段的踪迹轨道，计算各段的厚度上的时间变化以获得血管的弹性模量。类似地，JP2010-233956A描述了ー种超声诊断装置，所述诊断装置根据关于与心跳同步移动的对象发射和接收超声波时获得的超声回声的接收信号获得血管等的位移，并根据所述位移获得弹性模量。在这种超声诊断装置中，利用从对象(例如血管)获得的接收信号产生B模式图像和M模式图像。从M模式图像的接收信号检测出由于手或身体移动导致的模糊，利用检测出模糊的M模式图像的接收信号来检测探针和对象的位置变化。由检测结果确定接收信号的精度，利用精度已经被确定为高的M模式图像的接收信号来获得对象的位移，由所述位移测量脉管壁等的弹性模量。在超声诊断装置中的对血管弹性模量等的此类测量通常是通过在B模式图像上选择方位角方向中的位置(在所述位置显示M模式图像)，利用显示行(关注行)等，显示和分析选定的显示行的M模式图像，以及检测脉管壁的位移或移动速度而完成的。如JP2010-233956中描述的那样，在超声诊断装置中，与血管的后壁(深侧)相比，对血管的前壁的检测更加困难。为此，在许多情况中，用于测量血管的弹性模量等的血管分析是利用血管后壁来进行的。
发明内容
考虑到血管具有管状形状，为了进行更精确的分析，在某些情况中必须辨认出血管的直径。为此，必须适当地检测血管前壁边界在B模式图像中的位置，所述B模式图像是血管的层析摄影图像(tomographic image)。
然而，在现有的超声诊断装置中，在很多情况下难以从B模式图像检测出血管前壁边界。本发明的目的是解决现有技术的问题，并提供一种超声诊断装置，其执行对血管弹性模量等的测量并且优点为根据B模式图像适当地检测出血管前壁边界，由此在测量血管弹性模量等时，以高精度和改善的操作性检测血管直径。为了实现上述目的，本发明提供一种超声诊断装置，包括超声探针，其具有发出超声波、接收被对象反射的超声回声并根据接收到的超声回声输出接收信号的多个超声换能器，所述超声换能器能够输出来自基波和谐波的接收信号；图像产生装置，其根据在接收基波时从超声换能器输出的接收信号产生B模式图像和M模式图像，并根据在接收谐波时从超声换能器输出的接收信号产生B模式图像；及用于超声探针的致动控制装置，其在预定时刻使所述超声换能器在输出来自基波的接收信号和输出来自谐波的接收信号之间切换。优选地，上述的超声诊断装置还包括预测装置，其预测血管直径的收缩和扩张， 并且致动控制装置控制超声换能器使得超声换能器在血管直径最大的时相和作为脉管收缩的后期的时相之间执行对来自谐波的接收信号的输出，所述时相均由预测装置预测。所述预测装置优选为心电图仪。替代地，上述超声诊断装置优选还包括移动速度检测装置，其检测脉管壁的移动速度，并且预测装置利用被移动速度检测装置检测的脉管壁的移动速度的检测结果来预测血管直径的收缩和扩张。优选地，致动控制装置使超声换能器以预定声线间隔在输出来自基波的接收信号和输出来自谐波的接收信号之间切换。替代地，致动控制装置优选使超声换能器以预定时间间隔在输出来自基波的接收信号和输出来自谐波的接收信号之间切换。优选地，本发明的超声诊断装置还包括血管直径检测装置，其利用图像产生装置根据谐波的接收信号产生的B模式图像，或者利用图像产生装置根据谐波的接收信号产生的B模式图像以及图像产生装置根据基波的接收信号产生的B模式图像，来检测血管直径。优选地，本发明的超声诊断装置还包括显示装置，并且图像产生装置根据谐波的接收信号产生的B模式图像和图像产生装置根据基波的接收信号产生的B模式图像被并列显示在显示装置上。如上构造的本发明的超声诊断装置，除了正常的利用基波的超声波发射/接收以夕卜，在预定时刻执行其中二阶或更高阶谐波被接收以产生超声图像的所谓的谐波成像，由此通过基波和谐波成像两者产生B模式图像。用谐波成像，可以产生基本没有所谓的模糊或噪音的并且血管前壁的边界能良好再现的B模式图像。因此原因，根据本发明的超声诊断装置，可以根据谐波成像得到的B模式图像甚至根据通过基波的正常发射/接收得到的B模式图像正确地检测血管的前壁边界和后壁边界，由此检测血管的直径等参数。因此，根据本发明的超声诊断装置，可以在测量血管弹性模量正确认出血管的直径等参数，由此以令人满意的操作性进行更精确的测量。
图I为概念性地示出本发明的超声诊断装置的例子的图示。图2为框图，其概念性地示出图I中所示的超声诊断装置的构造。图3为流程图，用来解释图I中所示的超声诊断装置中的对脉管壁进行弹性测量的例子。图4为概念图，用来解释对脉管壁的弹性测量的超声诊断。图5A和5B为概念图,示出图I中所示的超声诊断装置中的图像显示的一个例子。图6A和6B为概念图，示出图I中所示的超声诊断装置中的图像显示的一个例子。图7A至7C为概念图,示出图I中所示的超声诊断装置中的图像显示的一个例子。图8A和8B为概念图，示出图I中所示的超声诊断装置中的图像显示的一个例子。 图9A为概念图，示出图I中所示的超声诊断装置中的图像显示的例子，图9B示出通过基波和谐波成像的B模式图像的例子。图IOA至IOG为概念图，示出图I中所示的超声诊断装置的图像显示的例子。图IlA和IlB为概念图，示出图I中所示的超声诊断装置中的图像显示的例子。图12为概念图,示出图I中所示的超声诊断装置中的图像显示的例子。
具体实施例方式此后，将基于附图中所示的优选实例来详细地描述本发明的超声诊断装置。图I概念性地示出本发明的超声诊断装置的例子的外观。如图I所示，超声诊断装置10基本具有诊断装置主体12、超声探针14、操作面板16以及显示器18。脚轮24布置在超声诊断装置10的下端处，从而可以用人力容易地移动所述装置。超声探针14 (此后，称为探针14)进行超声波的发送/接收，并根据收到的超声回声提供接收信号到诊断装置主体12。探针14是已知的用在各种超声诊断装置中的超声探针。探针14具有布置在一维或二维阵列中的所谓的多个超声换能器(超声压电换能器)，它们朝对象发送超声波，接收被对象反射的超声回声，并根据收到的超声回声输出电信号(接收信号)。在本发明的超声诊断装置10中，探针14的超声换能器不仅可以通过超声波的发射和接收(通过利用基波(具有中心频率的超声波))产生超声图像，也可以通过所谓的谐波成像产生超声图像，在所述谐波图像中发射的超声波的二次和更高次谐波被接收并输出接收信号。当进行谐波成像时，可以通过已知方法在探针14中进行超声波的发射/接收，所述已知方法例如是这样的方法，其中发射具有基波一半频率的超声波而接收具有和基波频率相同的谐波，等等。在本发明中，在可能的范围内各种已知超声探针都可以使用作为探针14，只要可以通过基波和谐波成像来产生超声图像。因此，探针14的种类并不受到特别的限制，可以使用各种类型的探针，诸如凸出型、线型以及扇型。可以使用外部探针或用于超声内窥镜的探针，诸如径向扫描型探针。在所示出的例子中，探针14和诊断装置主体12被电缆20连接到一起。然而，本发明并不限于此，下面描述的发射电路28、接收电路30、发射/接收控制器32等等可布置在探针14内，探针14和诊断装置主体12可通过无线通讯连接到一起。显示器18是已知的显示器(显示装置)。在超声诊断装置10中，如在各种超声诊断装置中那样，显示器18根据从探针14输出的接收信号显示超声图像、对象的信息、用于通过GUI (图形化用户界面)进行操作的选择装置或指令装置、关注区域(此后称为R0I)、下面要描述的脉管壁的弹性测量结果等
坐寸o提供操作面板16以操作超声诊断装置10。虽然未示出，在超声诊断装置10中，操作面板16在其中布置了用于选择各种模式(诸如B模式和M模式)的选择装置、用于移动光标、线等显示在显示器18上的标记的轨迹 球(轨迹垫/触摸垫)、用于确定(确认)选择或操作的设定按钮、用于在运动图像显示和静止图像显示之间切换的冻结按钮、用于改变超声图像的视野深度的改变装置、增益调整装置、用于放大超声图像的变焦按钮等等。作为超声诊断装置10的模式，除了正常超声诊断装置的模式(诸如B模式和M模式)以外，设定了用于测量脉管壁的弹性模量的VE模式(脉管弹性模式)。虽然未示出，操作面板16也可以在其中布置触摸板16a(看图6B)，该触摸板16a为显示装置，用于通过⑶I进行操作。诊断装置主体12控制超声诊断装置10的总体操作，还根据从探针14输出的接收信号进行各种处理以产生超声图像、将超声图像显示在显示器18上，以及测量血管弹性模量。利用例如计算机来构成诊断装置主体12。图2为框图，其概念性地示出超声诊断装置10的构造。如图2中所示，诊断装置主体12具有发射电路28、接收电路30、发射/接收控制器32、图像生成器34、存储单元36、边界探測器40、跟踪器42、心跳探測器46、弾性模量计算器50以及显示处理器52。图像生成器34具有B模式图像生成器56和M模式图像生成器58。上面提到的探针14连接到发射电路28和接收电路30。发射/接收控制器32连接到发射电路28和接收电路30。如果需要，心跳探測器46连接到发射/接收控制器32。接收电路30连接到图像生成器34。图像生成器34连接到显示处理器52。图像生成器34的B模式图像生成器56和M模式图像生成器58连接到存储单元36。B模式图像生成器58还连接到边界探測器40。如果需要，心跳探測器46连接到M模式图像生成器58。存储单元36连接到跟踪器42、心跳探測器46以及显示处理器52。心跳探測器46和边界探測器40 —起连接到跟踪器42和显示处理器52。跟踪器42连接到显示处理器52和弹性模量计算器50，而弹性模量计算器50连接到显示处理器52。发射/接收控制器32通过发射电路28和接收电路30顺序地设定探针14的超声束的发射方向和超声回声的接收方向。发射/接收控制器32还具有发射控制功能，其根据设定的发射方向选择发射延迟图案，以及接收控制功能，其根据设定的接收方向选择接收延迟图案。发射延迟图案是延迟时间的图案，其被给予至每个超声换能器的致动信号以便通过从探针14的多个超声换能器发出的超声波产生超声束到期望的方向。接收延迟图案是延迟时间的图案，其被给予至接收信号以便通过由多个超声换能器收到的超声波从期望方向提取超声回声。多个发射延迟图案(delay pattern)和多个接收延迟图案存储在内部存储器(未示出)中，井根据情况而被适当选择和使用。在本发明的超声诊断装置10中，发射/接收控制器32控制发射电路28和接收电路30的致动，从而探针14被致动而在预定时刻在利用基波的超声波发射/接收和用于谐波成像的超声波发射/接收之间切換。换句话说，发射/接收控制器32控制发射电路28和接收电路30的致动，从而用于谐波成像的超声波发射/接收在预定时刻被合并到利用基波的超声波发射/接收中。这些将在下面得到详细的描述。
在本发明的超声诊断装置10中，可以通过已知方法来进行超声波发射/接收以及通过谐波成像完成的超声图像(B模式图像)的产生。发射电路28包括多个频道，并产生多个致动信号，所述多个致动信号分别施加到探针14的多个超声换能器上。此时，可以基于由发射/接收将控制器32选择的发射延迟图案将延迟时间给予到多个致动信号的每ー个上。发射电路28可调整多个致动信号的每ー个的延迟量，从而从探针14的多个超声换能器发射的超声波产生超声束，井分别将调整的致动信号提供到超声换能器。替代地，发射电路28可向探针14提供多个致动信号，所述致动信号被做成使得从多个超声换能器发射的超声波一次覆盖对象的全部成像区域。类似于发射电路28，接收电路30包括多个频道。接收电路30将通过多个超声换能器收到的多个模拟信号放大并将所述被放大的模拟信号转变成数字接收信号。通过下述方式实现接收对焦过程基于由发射/接收控制器32选择的接收延迟图案给予延迟时间至多个接收信号的每ー个，以及加上所述接收信号。用这种接收对焦方法，超声回声的焦点被缩窄而产生声线信号(声线数据)。产生的声线数据被提供到图像生成器34。图像生成器34在提供的声线数据上执行预处理，诸如对数压缩或增益调整，以产生超声图像的图像数据，将所述图像数据转变(光栅转变)成基于正常电视信号扫描系统的图像数据，在图像数据上进行必要的图像处理(诸如分级处理)，并输出图像数据到显示处理器52。图像生成器34具有产生B模式图像的B模式图像生成器56，以及产生M模式图像的M模式图像生成器58。可以用已知方法产生B模式图像和M模式图像。显示处理器52按照从图像生成器34供应的超声图像的图像数据、从存储单元36读取的超声图像的图像数据、在操作面板16上的操作(输入指令)、下面描述的脉管壁弾性模量的測量结果(分析結果)等等，产生用于在显示器18上显示的显示数据，并且将显示数据显示在显示器18上。在示出例的超声诊断装置10中，诊断装置主体12的存储单元36、边界探測器40、跟踪器42、心跳探測器46以及弹性模量计算器50主要用在VE模式中，在所述VE模式中测量脉管壁的弹性模量。
此后，参考流程3和图5至12，通过描述在VE模式下的超声诊断装置10的动作，将详细地描述相应的单元，诸如存储单元36和边界探测器40，以及本发明的超声诊断装置10。在下面的描述中，即使不特别描述，关于显示器18的显示，显示处理器52执行必要的处理，诸如线的产生(line production)。如果由超声诊断装置10进行的超声诊断开始，在发射/接收控制器32的控制下，发射电路28使探针14的超声换能器发射超声波，而接收电路30处理从探针14输出的接收信号以产生声线信号，并将声线信号输出到图像生成器34。作为例子，如图4中概念性示出的那样，选择了 B模式，对象的颈动脉c被用作测量目标，并让探针14与颈部η接触。在这种情况中，由图像生成器34 (B模式图像生成器56)产生的B模式图像被显示处理器52处理并显示在显示器18上。如果能适当地观察计划要看的颈动脉C，用操作面板16的模式选择装置(在下文 中将省略“操作面板16的”)选择VE模式，如图5Α中概念性示出的那样，显示处理器52在B模式图像中显示代表关注区域的ROI 60。在这种状态中，在B模式图像中的ROI 60的位置可以通过对轨迹球的操作而移动。如果按下设定按钮，则固定ROI 60的位置，并且可以通过轨迹球的操作来改变ROI 60的尺寸。每次按下设定按钮时，可以交替地执行对ROI 60的位置改变和ROI 60的尺寸调
難
iF. O如果在这种状态下按下变焦按钮，对ROI 60的尺寸或位置的调整结束，并设定ROI 60。作为对这种情况的反应，发射/接收控制器32提高帧频到高于设定ROI 60指令前的情况(例如，等于或大于200Hz，或至少五倍高于ROI设定指令前的情况)。另外，M模式图像生成器58开始生成ROI 60的M模式图像，并且如图5B中所示，同时显示B模式图像64和R0I60的M模式图像65 (在选定线62的位置处)，在所述B模式图像中ROI 60部分被放大。B模式图像64和M模式图像65的同时显示(双模显示)可以用和已知超声诊断装置中的所谓的B/Μ模式显示相同的方式来完成。如果按下变焦按钮，发射/接收控制器32控制发射电路28和接收电路30的致动，从而探针14在预定时刻在利用基波的超声波发射/接收和用于谐波成像的超声波发射/接收之间切换。因此，B模式图像生成器56产生通过基波获得的B模式图像和通过谐波成像获得的B模式图像。在所示出的例子中，要显示的B模式图像64是通过基波获得的B模式图像。就是说，在本发明中，并非必须将通过谐波成像获得的B模式图像显示在显示器18上。在利用基波的超声波发射/接收和用于谐波成像的超声波发射/接收之间的切换时刻(在所述时刻用于谐波成像的超声波发射/接收被并入利用基波的超声波发射/接收中)并不受到特别的限制。作为例子，存在这样的方法，其中对于每个声线(对于每条线)利用基波的超声波发射/接收和用于谐波成像的超声波发射/接收被交替执行。可选的，用于谐波成像的超声波发射/接收可以在适当设定的间隔处并入到利用基波的超声波发射/接收中，所述设定使得例如，针对两个或三个声线的基波发射/接收跟着是针对一个声线的谐波成像。例如，也可以设定0. I秒为适当的时间间隔，而不是基于一帧中的声线来设定间隔，并在所设定的时间间隔处将通过谐波成像获得的帧并入到利用基波获得的帧之间。在这种情况中，例如，优选让心跳探測器46分析M模式图像以产生脉管壁的移动速度波形或者血管直径的变化波形，由此找出血管直径开始迅速増大的那ー时刻，在该时刻之前执行对通过谐波成像获得的帧的并入，而通过谐波成像获得的B模式图像被用于下面描述的血管分析或图像显示。特别是当不必显示谐波成像的B模式图像时， 可以使用下述方法其中利用基波的超声波发射/接收被执行，并且仅关于ー帧的最后的声线，才执行用于谐波成像的超声波发射/接收。替代地，可以仅关于适当设定的ー帧的多个最后声线，执行用于谐波成像的超声波发射/接收。替代地，可以通过预测手段来预测血管直径的扩张和收缩，并且可以关于适当设定的ー个声线或多个声线，在血管直径最大的时相和作为脉管收缩的后期的时相之间执行用于谐波成像的超声波发射/接收。如果设定该时刻，则在脉管壁移动较小的状态下获得通过谐波成像的B模式图像，由此通过具有更高精度的图像分析和图像观察来检测血管前壁。预测手段并不受到特别限制，而是可以使用各种方法。例如，心电图仪可用作预测装置，心电图仪的測量结果可提供到例如心跳探測器46，心跳探測器46可以从所获得的心电图预测血管直径的扩张和收缩，以找出血管直径最大的时相和作为脉管收缩的后期的时相之间的间隔。替代地，例如，心跳探測器46可以分析M模式图像以在沿水平方向延伸的白线(亮线)的深度方向上检测出脉管壁的移动速度或者从该移动速度(速度开始増大的那ー时刻)起的心跳，血管直径的收缩和扩张可以从脉管壁的移动速度或者心跳上预测，以找出血管直径最大的时相和作为脉管收缩的后期的时相之间的间隔。在图5B中，上侧是B模式图像64而下侧是M模式图像65。在B模式图像64中，图示的水平方向是方位角方向(超声换能器的布置方向(在ニ维布置中，为纵向方向))，而竖直方向为深度方向(超声波的发射/接收方向)。在深度方向的上侧是深度较浅的ー侧(探针14侧)。在B模式图像中显示出选择线62，其在深度方向上延伸以在B模式图像中在方位角方向上选择M模式图像的显示部分(M模式图像的显示线)。可以通过轨迹球使选择线62在方位角方向(左右方向)上移动。在M模式图像65中，水平方向是时间轴的方向。时间从左向右流逝，间隙65a的左侧变成当前帧(就是说，间隙65a的右侧为前ー帧)。类似于B模式图像64，竖直方向为深度方向。在深度方向的上侧为深度较浅的ー侧。在图5B中，显示在显示器18上的M模式图像65是在预先设定的选择线62位置处的M模式图像65。M模式图像生成器58在方位角方向的预定位置(预选设定的预定位置或者选定的位置)处或者在方位角方向的选定位置处以及B模式图像在方位角方向上的整个区域上产生M模式图像。
由B模式图像生成器56生成的R0I60的B模式图像(B模式图像数据)以及由M模式图像生成器58生成的M模式图像(M模式图像数据)一起储存在存储单元36。储存在存储单元36中图像的时间量并不受到特别的限制，但优选持续时间包括两个或更多共同心跳。因此，优选地，存储单元36储存最新的B模式图像和M模式图像，这些图像每一个持续时间是三秒或更长。如上面描述的那样，当在血管直径最大的时相和作为脉管收缩的后期的时相之间进行用于谐波成像的超声波发射/接收时，由M模式图像生成器58产生的M模式图像也被供应到心跳探测器46。此时，心跳探测器46以上面描述过的方式预测心脏的收缩和扩张，并将预测结果提供给发射/接收控制器32。响应于这种情形，发射/接收控制器32根据提供的对心脏收缩和扩张的预测结果，在血管直径最大的时相和作为脉管收缩的后期的时相之间进行用于谐波成像的超声波发射/接收。
如上面所述，可以通过轨迹球使选择线62在方位角方向上移动。选择线62的位置和M模式图像一起移动。就是说，如果通过轨迹球在左右方向上移动选择线62，显示处理器52在显示器18上显示选择线62位置的M模式图像。如果确定获得了合适的图像，则操作者按下冻结按钮。如果冻结按钮被按下，显示处理器52从存储单元36读取必需的图像数据，如图6A中所示，显示处理器52重新布置选择线62的位置的M模式图像65，从而按下冻结按钮的时间在最右侧(最新位置)并且在显示器18上显示M模式图像65以及B模式图像64的静止图像。同时，选择线62变成虚线并且不能再移动(静止非用状态)。如图6B中所示，“AW Det”按钮，所述按钮用来指示设定下面描述的脉管壁的边界，以及“弹性Ana”其用于指令开始脉管壁弹性模量的分析，以及用于输入对象的血压的“Ps”按钮和“Pd”按钮，以及用来输入可靠性阈值的“品质因素阈值”按钮，上述这些按钮显示在操作面板16的触摸屏16a上。此时，“弹性Ana”按钮不再是能选择的。如果按下冻结按钮，心跳探测器46对所有存储在存储单元36中的M模式图像检测心跳(自动检测心跳)。心跳的检测结果被送到存储单元36，并作为信息被加入到相应的M模式图像。心跳的检测结果还被送到显示处理器52，在当前显示的M模式图像65中显示心跳的检测结果。心跳的检测方法不受到特别的限制。例如，可以分析M模式图像，并在沿水平方向延伸的白线(亮线)的深度方向上利用移动速度(速度开始增大的时刻)、在白线的深度方向的运动的脉动等等，来检测心跳。替代地，可以使用心电图(心电图仪)来检测心跳。如图6A中所示，显示处理器52在M模式图像65中用三角形标记和线显示心跳的检测结果。在所示出的例子中，最新的心跳开始的时间由实线指出，同一心跳结束的时间由细线指出，而相对于其它心跳的位置由虚线指出。替代地，除了线型以外，可以通过改变线条颜色将这些线区分开来。当存在未检测的心跳时，该心跳根据在正关心的心跳的之前和之后的心跳的间隔等而显示在适当的位置。当冻结按钮被按下时，B模式图像64是最新的心跳开始的时刻的B模式图像，并且用实线将所述时刻在M模式图像65中指出。如果在M模式图像65中显示心跳的线，在B模式图像中的选择线62变成实线并且可被轨迹球在左右方向上移动。就是说，选择线62处于能动状态。代替线的类型或者除了线的类型以外，可以用与上面内容相似的方式，通过改变线的颜色来区分所述线是否是能动的。在这种状态中，如果选择线62被轨迹球在左右方向移动，显示处理器52从存储单元36读取对应选择线62的位置的M模式图像，并将图像连同心跳的检测结果显示在显示器18上。就是说，即使在冻结之后，选择线62被轨迹球移动，由此在B模式图像64中在方位角方向的整个区域上选择M模式图像65在B模式图像64中的显示位置(显示线)。因此，根据该例，显示在设定的R0I60的方位角方向上任意位置的M模式图像65，从而可以观察和确认M模式图像65和与M模式图像中的每次心跳相对应的图像。 如果在B模式图像64的选择线62可移动的状态下按下设定按钮，则确定要选择M模式图像的显示位置(显示线)。如图7A中所示，B模式图像64的选择线变成虚线，从而不再能够用轨迹球移动选择线。同时，表示最新心跳的线在M模式图像65中变成实线。如果表示最新心跳的线在M模式图像65中变成实线，可通过轨迹球选择心跳。作为例子，当按下设定按钮时，如图7A和7B所示，表示最新心跳的线变成实线，并且该心跳被选定。在这种状态中，例如，如果轨迹球向左旋转，如图7C中所示，对应最新心跳的结束的线变成虚线，对应次最新心跳的线变成实线，而该心跳被选定。如果轨迹球继续向左旋转，对应次最新心跳的线变成虚线，而对应时间上从后往前数第三心跳的线变成实线，该心跳被选定。类似地，如果轨迹球向右旋转，对应后面的心跳的线被依序选取。响应于心跳的选取，显示处理器52从存储单元36读取在所选取的心跳的开始位置的B模式图像，S卩，在对应所选取的心跳的开始位置的时刻(时相)获取的B模式图像，并且将显示在显示器18上的B模式图像64改变成这一图像。如果在能选择心跳的状态下按下设定按钮，则确定对心跳的选择结束，确认所选择的心跳，并且可以进行对所选心跳的精细调整。如果在显示器18上显示的M模式图像65中一个心跳被选择和确认，则同一心跳在储存在存储单元36中的所有M模式图像(就是说，在B模式图像64的方位角方向的所有区域上的M模式图像)中被选取。作为例子，如果确定选择了最新的心跳并且按下了设定按钮，如图8A中所示，首先，对应所选的心跳的结束的线变成细线，对应所选心跳的开始的线的位置(时刻)如箭头t所示那样可被轨迹球在左右方向(时间方向)上移动，从而可以对心跳的开始位置进行精
细调整。如果在根据需要调整了心跳的开始位置以后按下设定按钮，如图SB中所示，对应所选心跳的结束的线变成正常实线，而对应所选心跳的开始的线变成细线。相应地，对应所选心跳的结束的线的位置如箭头t所示那样可以被轨迹球在左右方向移动，从而可以对心跳的结束位置进行精细调整。尽管可以只在经历了精细调整的M模式图像65中反映心跳的精细调整结果，优选地，该结果也反映在存储在存储单元36中的所有M模式图像中。
当调整心跳的开始位置时，显示处理器52从存储単元36中读取调整后的心跳开始位置处的B模式图像，而显示在显示器18上的B模式图像64被改成上述图像。心跳选择的结果和或许进行的精细调整同样被提供到跟踪器42。如果在对应所选心跳的结束的位置是可调整的状态下按下设定按钮，则返回到其中在图6A中示出的B模式图像64的选择线62可以移动的状态(即，其中M模式图像65的显示线在B模式图像64中可选的状态)。就是说，在所示例子的超声诊断装置10中，步骤“显示线选择”一“心跳选择”一“心跳精细调整”可以被重复执行。换句话说，步骤“显示线选择”一“心跳选择”一“心跳精细调整”可以以循环方式执行。因此，可以更适当的选择最适于分析的心跳以从根据所有存储的M模式图像測量下面描述的脉管壁弾性。
如果在对应所选心跳的结束的位置可调整的状态下按下触摸面板的“AW Det”按钮而非设定按钮，如图9A中所示，B模式图像64的选择线62和M模式图像65中表示心跳的那些线都变成虚线并且不可操作，到达脉管壁检测模式。当通过谐波成像可以产生B模式图像时，例如在基波的声线和谐波成像的声线交替产生的情形中，如图9A中所示，通过谐波成像产生的B模式图像64h与由基波产生的B模式图像64并列显示。图9B示出由基波产生的B模式图像的例子以及在同一測量点处通过谐波成像产生的B模式图像的例子。如图9B中所示，在通过基波产生的B模式图像100(在图的左侧)中，如点线a所示出的那样，存在噪音，所述噪音容易导致在脉管管腔中对脉管壁识别错误或者检测错误。在通过基波产生的B模式图像100中，如点线b所示出的那样，存在高亮线性部分，所述高亮线性部分容易被错认做脉管壁。尤其是，当对脉管壁进行自动检测或利用最大亮度检测等进行检测时，容易检测得到错误的位置。相反，在通过谐波成像的B模式图像102(在图的右側)中，基本没有会导致识别错误或者检测错误的噪首或者闻売部分。就是说，根据谐波成像，与通过基波产生的B模式图像相比，可以在基本没有模糊或者噪音的情况下获得血管前壁的超声图像。因此，通过谐波成像得到的B模式图像64h与通过基波得到的B模式图像64并列显示，从而当随后设定血管前壁的边界(设定线68和70)时，可以參考通过谐波成像得到的B模式图像64h完成所述设定。因此原因，在这种配置下，测试者可以容易地以高精度和更令人满意的操作性设定血管前壁边界的线。如果到达脉管壁检测模式，首先，如图IOA中所示，对应血管前壁的外膜-中膜边界的线68被显示在B模式图像64中。所述线68可以被轨迹球在上下方向(深度方向)上平行移动。如图IOB中所示，在线68被轨迹球移动到血管前壁的外膜-中膜边界的位置处以后，按下设定按钮。如图9A中所示，当除了通过基波产生的B模式图像64以外，通过谐波成像产生的B模式图像64h被显示出来时，可以參考通过谐波图像产生的B模式图像64h在B模式图像64中设定所述线68在血管前壁的外膜-中膜边界处。
如果按下设定按钮，如图IOC中所示，对应血管前壁的外膜-中膜边界的线68变成虚线并且在B模式图像64中得到确认，而对应血管前壁的内膜-管腔边界的线70被显示出来。类似地，线70可以被轨迹球在上下方向上移动，当线70被移动到血管前壁的内膜-管腔边界的位置以后，按下设定按钮。类似地，当通过谐波成像产生的B模式图像64h被显示出来以后，可以参考通过谐波成像产生的B模式图像64h在B模式图像64中将线70设定在血管前壁的内膜-管腔边界处。如果在线70可移动的状态下按下设定按钮，如图IOD中所示，对应血管前壁的内膜-管腔边界的线70变成虚线并在B模式图像64中得到确认，而对应血管后壁的内膜-管腔边界的线72被显示出来。类似地，当线72被轨迹球移动到血管后壁的内膜-管腔边界的位置以后，按下设定按钮。如果在线72可移动的状态下按下设定按钮，如图IOE中所示，对应血管后壁的内 膜-管腔边界的线72变成虚线并在B模式图像64得到确认，而对应血管后壁的外膜-中 膜边界的线74被显示出来。类似地，在线74被轨迹球移动到血管后壁的外膜-中膜边界的位置以后，按下设定按钮。脉管壁的每个边界的信息被供应到边界检测器40。如果在线74可移动的状态下按下设定按钮，对应所有边界的线的设定结束，并且边界检测器40利用内膜-管腔边界的设定线72和外膜-中膜边界的设定线74自动检测后壁的内膜-管腔边界和外膜-中膜边界。两个边界的自动检测结果被送到显示处理器52和跟踪器42，并且如图IOF所示，显示出来检测结果。自动检测这些边界的方法不受到特别的限制，而是可以使用各种方法。作为例子，使用一种其中分析B模式图像的方法，在线72和线74的位置处的连续高亮部分被跟踪以检测内膜-管腔边界和外膜-中膜边界。如果通过边界检测器40进行的对血管后壁的内膜-管腔边界和外膜-中膜边界的自动检测结束，如图IOF中所示,在B模式图像64中显示光标78 (所述光标78不显示出来，直到血管后壁的自动检测结束)。光标78可被轨迹球移动。如果光标78被移动到表示自动检测到的内膜-管腔边界或者外膜-中膜边界的线，并按下设定按钮，更靠近光标78的线变成实线。已经变成实线的线是可更正的。例如，如图IOG中所示，假定表示外膜-中膜边界的线74被选取并变成实线。如果光标78沿线74被轨迹球移动，并且再次按下设定按钮，被光标跟踪的区域的线74被边界检测器40再次检测和重写，而结果被送到跟踪器42。如果对后壁的内膜-管腔边界和外膜-中膜边界的自动检测结束，并且如果需要的话，更正血管后壁，如图IlA所示，所有的线都变成虚线，并且如图IlB所示，可以选择触摸面板16a的“弹性Ana”按钮。在“弹性Ana”按钮为可选择时，在对象的心脏收缩状态的血压通过“Ps”按钮输入，并利用“Pd”按钮输入对象的心脏舒张末期状态的血压，以及利用“品质因素阈值”按钮输入可靠性阈值数值。这些数值可以用已知方法输入进去。对象的血压以及可靠性阈值数值的输入并不限于对脉管壁边界的检测结束以后的输入。所述输入可以在下面描述的分析开始之前(在按下下面描述的“弾性Ana”按钮之前)的任何时候进行。在超声诊断装置10中，通常在进行诊断之前，获得了或者输入了对象的信息。因此，当对象信息包括血压信息时，可以使用所述血压信息。如果输入了对象的血压和可靠性阈值数值，并按下“弾性Ana”按钮，则开始图像分祈，并计算脉管壁的弹性模量。如果按下“弾性Ana”按钮，首先，跟踪器42跟踪M模式图像65中的选定心跳中的血管前壁(外膜-中膜边界和内膜-管腔边界)和血管后壁(内膜-管腔边界和外膜-中膜边界)的运动。就是说，跟踪血管前壁和后壁。进行对M模式图像65中的脉管壁的跟踪利用了前面(用设定的线)在B模式图像64中检测到的血管前壁的外膜-中膜边界、血管前壁的内膜-管腔边界、血管后壁的内 膜-管腔边界以及血管后壁的外膜-中膜边界作为位置开始点(深度方向的开始点)。关于对M模式图像65中的脉管壁的跟踪，时间开始点(在M模式图像的时间轴上的开始点)是B模式图像64的时相，S卩，获取B模式图像64的那ー时刻。就是说，在所示的例子中，被选取的心跳的开始位置(如果需要的话，被调整到适当的位置)变成时间开始点，用于脉管壁的追踪。在超声诊断装置10中，作为ー种优选的形式，不仅脉管壁的检测出的(设定的)边界而且在深度方向的一个或更多測量点可以设定在血管后壁中。以此方式，当一个或更多測量点设定在血管后壁中时，在每个测量点处执行对脉管壁的跟踪。在脉管壁中的測量点可被预先设定，可基于特定算法自动设定，或者可以由超声诊断装置10的操作者在观看图像的同时设定。上述设定可组合使用。在M模式图像65中跟踪脉管壁的方法不受到特别的限制，存在利用从跟踪的开始点的连续图像(亮度)的方法、图案匹配方法、零交叉方法、组织多普勒方法、相位差跟踪等等。在这些方法中，可以使用任何方法。跟踪器42在M模式图像中对脉管壁的跟踪结果被提供给弹性模量计算器50和显不处理器52。弹性模量计算器50首先根据对脉管壁的跟踪结果产生脉管壁的厚度(内膜-中膜)的变化波形以及血管直径(内径)的变化波形。如上所述，当一个或更多測量点设定在脉管壁中时，在測量点之间产生脉管壁的变化波形。脉管壁的厚度的变化波形和血管直径的变化波形被送到显示处理器52。弹性模量计算器50使用方程(I)计算血管的径向方向上的应力。e j = AhiAdi. (I)在方程(I)中，e i表不血管在测量点之间在径向方向的应力，Ahi表不在一次心跳中脉管壁厚度最小的心脏收缩中在測量点之间的脉管壁在厚度上变化的最大值，而hdi表示在脉管壁厚度最大的心脏舒张末期中在測量点之间的厚度。利用预先输入的血压的最大值和最小值，弹性模量计算器50通过方程⑵计算脉管壁的周向方向上的弹性模量Eei。E0i= [l/2]*[l+(rd/hd)]*[ Ap/( Ahノ Ahdi)]. (2)可以通过方程(3)计算脉管壁的径向方向上的弹性模量
Eri = Ap/(A hi/ A hdi). . . (3)在方程(2)和(3)中，Ahi和hdi与上面描述的相同，Ap表示在心脏收缩和心脏舒张末期之间的血压差，rd表示在心脏舒张末期的脉管管腔的半径，hd表示在心脏舒张末期的脉管壁的厚度。在计算了弾性模量以后，弹性模量计算器50计算弹性模量的可靠性。计算弹性模量的可靠性的方法并不受到特别的限制，可以使用各种已知方法。例如，有这样的方法其中许多人(例如1000个人)由于心跳导致在血管直径上的变化的波形被准备好，而在血管直径的变化的典型波形被从许多波形中产生出来，并利用与所述典型波形的偏移量来计算所算出的弹性模量的可靠性。如上所述，如果ー个心跳在显示在显示器18上的M模式图像中被选取并且被确认，则同一心跳在所有存储在存储单元36中的M模式图像中被选择。因此，上述步骤，例如对脉管壁的跟踪、脉管壁的厚度和血管直径的变化波形的产生、脉管壁的应カ的计算以及脉管壁的弾性模量以及弹性模量的可靠性的计算，都在所选的心跳中完成，不仅是对显示在显示器18上的M模式图像65也是对所有存储在存储单元36中的M模式图像。就是说，所选心跳中的所述步骤，例如对脉管壁的弹性模量的计算，是利用对应的M模式图像在显示在显示器18上的B模式图像64的方位角方向的整个区域上执行。作为信息，这些结果被加入到存储在存储单元36中的M模式图像。在方位角方向的整个区域上的计算结束以后，弹性模量计算器50计算脉管壁的弹性模量的平均值(EeaJ、脉管壁的应カ的平均值(StraJ，以及弹性模量的可靠性的平均值帆J。如果计算结束，结果显示在显示器18上。图12示出例子。在所示的例子中，在所显示的B模式图像64的右侧上，在B模式图像64中表现出的血管后壁的弹性模量由B模式图像64e显示出来。在显示血管后壁的弹性模量的B模式图像64e的右侧，脉管壁的弹性模量的可靠性以类似方式由B模式图像64q显示。在B模式图像64的左侧，脉管壁的弹性模量的平均值(EeaJ、脉管壁的应カ的平均值(Strave),以及弹性模量的可靠性的平均值(QFave)被分别显示出来。脉管壁的弹性模量以条形形状显示在B模式图像64e中，以与B模式图像64中自动检测到的(可以根据需要校正的)血管后壁交迭。在B模式图像64e的右上侧，显示出弹性模量的指数。在所示的例子中，图像密度越高，弹性模量就越高。就是说，在B模式图像64e中，与血管后壁交迭的条的密度代表在血管相应位置处的脉管壁的弹性模量。类似地，弹性模量的可靠性以条形形状显示在B模式图像64q中，以与在B模式图像64中自动检测到的血管后壁交迭。在B模式图像64q的右上侧，显示出弹性模量的可靠性指数。在所示的例子中，图像密度越高，弹性模量的可靠性越高。就是说，在B模式图像64q中，与血管后壁交迭的条的密度代表在血管的相应位置处的脉管壁弹性模量的可靠性。代替或除了图像密度以外，可以通过改变图像顔色来表现弹性模量的大小或者弹性模量的可靠性。在图12中所示的结果的显示中，在结果的可靠性低于预先输入的阈值数值的方位角方向的位置处的结果被自动略去。关于略去了结果的位置，如B模式图像64e中弹性模量的结果显示的右角部分或者B模式图像64q中的可靠性的结果显示的右角部分中所表现的那样，所述条的显示变淡。在下方的M模式图像65中，在M模式图像中的血管前壁的跟踪结果80、血管后壁的跟踪结果82、血管直径的变化波形84以及脉管壁的厚度的变化波形显示在所选的心跳中。如上所述，当在脉管壁中深度方向上设定一个或更多测量点时，血管厚度的变化波形可以在测量点之间输出。
如果脉管壁的弹性模量等的测量结果显示在显示器18上，选择线62在B模式图像64中变成实线，并且可被轨迹球在方位角方向上移动。如果选择线62在B模式图像64中移动，显示处理器52从存储单元36中读取对应选择线62的位置的M模式图像并在显示器18上显示所述M模式图像。就是说，如果选择线62被轨迹球移动，则M模式图像65被改变成在选择线62位置处的M模式图像，而在M模式图像中的血管前壁和血管后壁的跟踪结果80和82、血管直径的变化波形84以及脉管壁的厚度的变化波形86则被改变成在B模式图像64的选择线62的位置处的数据。因此，可以选择显示线，从而显示在B模式图像的方位角方向的整个区域上的M模式图像65和分析结果。在按下设定按钮以后，在B模式图像64e和B模式图像64q中，如果选择线62e和选择线62q被轨迹球移动以选择方位角方向的任意区域，并且此后再次按下设定按钮，则所选区域被以类似于上面提到的可靠性低于阈值数值的那些区域的方式处理，而删掉数据。就是说，测试者观看结果，当存在波形等看起来异常的位置时，可以删除数据，由此可以进行更精确的分析。通过按下删除按钮等，删除数据后的状态可以返回到前一状态。如上所述，考虑到血管具有管状形状，为了在对血管弹性模量等进行测量时进行更精确的分析，需要识别血管的直径。为此目的，需要正确检测血管前壁边界在作为血管的层析图像的B模式图像中的位置。然而，如JP2012-233956中所述，在很多情况下超声图像中的血管前壁与后壁相比不够清楚，而难以从B模式图像中检测出血管前壁边界。相反，在本发明的超声诊断装置10中，用于谐波成像的超声波发射/接收在预定时刻被并入到利用基波的超声波发射/接收中，产生通过基波获得的B模式图像和通过谐波成像获得的B模式图像。在通过谐波成像获得的B模式图像的情况中，与由基波获得的B模式图像相比，可以获得基本没有模糊或噪音的血管前壁超声图像。因此，通过图像分析或图像观察，可以更合适地检测出血管前壁边界。在谐波成像中，需要拉长脉冲波的波列长度以便抑制频率的扩展。因此原因，经历跟踪的血管后壁的位置精确度降低。相反，根据本发明，谐波成像被并入到利用基波的超声波发射/接收中，而在利用基波的超声波发射/接收中能清楚地获得血管后壁，由此根据通过基波获得的B模式图像以高精度检测血管的后壁。因此，根据本发明，可以从B模式图像中适当检测出血管前壁和血管后壁的边界。结果，可以以高精度检测血管直径等，从而在测量血管弹性模量等参数时以更高的精度进行测量。另一方面，如从图IOA到IOG中所示的操作中明显看到的那样，关于血管前壁的边界，可以检测出粗略的位置。如从方程(2)看到的那样，当计算血管弹性时，血管前壁的边界被用来检测脉管管腔的半径。因此原因，在本发明的超声诊断装置中，并非如例如图IOA到IOG中所示那样让操作者利用轨迹球等设定血管前壁边界的位置，而是弹性模量计算器50可分析通过谐波成 像获得的B模式图像以自动检测出血管前壁边界的粗略位置。就是说，利用从通过谐波成像获得的B模式图像自动检测到的血管前壁边界的检测结果，弹性模量计算器50可以在M模式图像65中进行对脉管管腔的直径的检测或者对血管前壁边界的跟踪。此时，利用通过基波获得的B模式图像64，还可以进行对血管后壁的跟踪。这是，如图IOF中示出的血管后壁一样，前壁边界可以通过跟踪所述边界而被自动检测到，或者如图IOA到IOC中所示的对血管前壁的设定一样，血管前壁可以以线性形状被自动检测到。根据谐波成像的B模式图像检测血管前壁边界的方法并不受特别限制，可以使用各种方法。例如，有这样的方法，其中在被认为存在血管前壁的区域中获得深度方向上的亮度梯度，而在最大梯度点上方的一部分的附近(例如在离最大梯度点3mm距离内)中具有最大亮度的位置被认为是血管前壁边界。因为在血管管腔内基本没有组织，如果必要的话，图像可以基于密度(亮度)被二进制化，设定临时脉管管腔，利用所述临时脉管管腔执行上述步骤。可以仅根据通过谐波成像获得的B模式图像检测血管的直径，或者可以根据通过谐波成像获得的B模式图像检测血管前壁，并且根据通过基波获得的B模式图像检测血管后壁，由此检测出血管的直径。尽管已经详细地描述了本发明的超声诊断装置，本发明并不限于前述例子，当然可以不偏离本发明的范围做出各种变型和改进。本发明的超声诊断装置可以适用于医疗实践中，用于导致心肌梗塞、心绞痛、脑部疾病等动脉硬化的诊断。
权利要求
1.一种超声诊断装置，包括 超声探针，所述超声探针具有发出超声波、接收被对象反射的超声回声并根据接收到的超声回声输出接收信号的超声换能器，所述超声换能器能够输出来自基波和谐波的接收信号; 图像产生装置，所述图像产生装置根据在接收基波时从超声换能器输出的接收信号产生B模式图像和M模式图像，并根据在接收谐波时从超声换能器输出的接收信号产生B模式图像；及 用于超声探针的致动控制装置，所述致动控制装置在预定时刻使所述超声换能器在输出来自基波的接收信号和输出来自谐波的接收信号之间切换。
2.根据权利要求I所述的超声诊断装置，还包括 预测装置，所述预测装置预测血管直径的收缩和扩张， 其中致动控制装置控制超声换能器使得超声换能器在血管直径最大的时相和作为脉管收缩的后期的时相之间执行对来自谐波的接收信号的输出，所述时相均由预测装置预测。
3.根据权利要求2所述的超声诊断装置， 其中所述预测装置为心电图仪。
4.根据权利要求2所述的超声诊断装置，还包括 移动速度检测装置，所述移动速度检测装置检测脉管壁的移动速度， 其中预测装置利用被移动速度检测装置检测的脉管壁的移动速度的检测结果来预测血管直径的收缩和扩张。
5.根据权利要求I到4中任一项所述的超声诊断装置， 其中致动控制装置使超声换能器以预定声线间隔在输出来自基波的接收信号和输出来自谐波的接收信号之间切换。
6.根据权利要求I到4中任一项所述的超声诊断装置， 其中致动控制装置使超声换能器以预定时间间隔在输出来自基波的接收信号和输出来自谐波的接收信号之间切换。
7.根据权利要求I到6中任一项所述的超声诊断装置，还包括 血管直径检测装置，所述血管直径检测装置利用图像产生装置根据谐波的接收信号产生的B模式图像，或者利用图像产生装置根据谐波的接收信号产生的B模式图像以及图像产生装置根据基波的接收信号产生的B模式图像，来检测血管直径。
8.根据权利要求I到7中任一项所述的超声诊断装置，还包括 显示装置， 其中图像产生装置根据谐波的接收信号产生的B模式图像和图像产生装置根据基波的接收信号产生的B模式图像被并列显示在显示装置上。
全文摘要
一种超声诊断装置，包括超声探针，其具有能够输出来自基波和谐波的接收信号的超声换能器；图像产生装置，其根据从超声换能器在接收基波时输出的接收信号产生B模式图像和M模式图像，并根据超声换能器在接收谐波时输出的接收信号产生B模式图像；及用于超声探针的致动控制器，其在预定时刻使所述超声换能器在来自基波的接收信号的输出和来自谐波的接收信号的输出之间切换。
文档编号A61B8/08GK102805652SQ201210177118
公开日2012年12月5日 申请日期2012年5月31日 优先权日2011年6月3日
发明者宫地幸哉, 野口雅史 申请人:富士胶片株式会社