超声波诊断装置的制作方法

专利名称：超声波诊断装置的制作方法
技术领域：
本发明涉及一种用于形成周期性运动的目标物的显示图像的超声波诊断装置。
背景技术：
已知用于形成例如心脏的运动组织的三维超声波图像的超声波诊断装置。例如， 在已知技术中，超声波束在三维区域中扫描以获取回波数据，并且基于所获取的回波数据， 形成将实时显示的三维超声波图像。然而，实时显示的基本限制在于在扫描速度、波束密 度和波束范围之间存在权衡关系。还提出了一种用于防止三维超声波图像的实时显示的基本限制的技术。例如，JP 3537594B(专利文献1)公开了一种与心电信号等同步地在三维区域内逐步移动扫描平面 的技术；在扫描平面的各个位置处，在多个时间相位上获取多组断层图像数据；并将获取 的断层图像数据进行重建以形成三维图像数据(重构处理或者重建处理)。然而，在将该技 术应用于例如无法直接从其获取心电信号的胎儿时遇到了困难。JP 2005-74225 A(专利文献2)公开了一种用于通过以特定的时间间隔执行扫描 而非利用心电信号来重建的技术。然而，在该技术中，假定在数据获取过程中心脏的运动周 期为固定的。如果心脏的运动周期不是固定的，则在重建后的图像中，心脏的形态可能相对 于实际的心脏发生畸变，从而降低可靠性。鉴于上述背景技术，本发明的发明人对借助于重构处理来形成超声波图像的技术 进行了研究和开发。特别是，发明人将注意力集中在形成例如胎儿心脏的运动周期不稳定 的目标物的超声波图像的技术上。

发明内容
本发明是通过上述研究和开发而构思的，而且本发明的目的在于提高运动周期不 稳定的目标物的显示图像的可靠性。为了达到该目的，根据本发明的一个方案的超声波诊断装置包括探头，其向包含 周期性运动的目标物的三维区域发射超声波并从所述三维区域接收超声波；发射和接收控 制单元，其控制探头以使扫描平面在多个运动周期内移动，以便在三维区域内形成多个扫 描平面；基本图像搜索单元，其根据与运动周期相关的特征量，从由与多个扫描平面相对应 的多个图像构成的图像串中搜索多个基本图像；图像重构单元，其利用各个基本图像作为 分割单元，将图像串分割为多个图像组，并从各个图像组中提取周期性相互对应的多个图 像；以及显示图像形成单元，其基于周期性相互对应的多个图像来形成目标物的显示图像。根据该方案，可以提高运动周期不稳定的目标物的显示图像的可靠性。


图1是示出作为本发明的一个优选实施例的超声波诊断装置的整体结构的图；图2是说明三维扫描的图示；
图3是示出横截面差值的变化的曲线图；图4是示出相互差值的变化的曲线图；图5是用于说明基本图像的搜索的曲线图；图6是用于说明由重构处理单元20执行的一组处理的图；图7是用于说明相隔指定间隔的分割基准的设定的图；图8是用于说明由重构处理单元20执行的另外一组处理的图；图9是用于说明形成为参考图像的目标物的断层图像的图示；图10是用于说明参考图像中的目标物的显示模式的图示；图11是用于说明用以减小畸变的重构处理的流程图；图12是用于说明包含多普勒图像时的三维扫描的图示；图13示出了用于说明基本图像的设定的曲线图；以及图14是用于说明示出在多个时间相位上的多组流速信息的图像的图示。
具体实施例方式在下文中，将描述本发明的一个优选实施例。图1是图示作为本发明的一个优选实施例的超声波诊断装置的整体结构的图。探 头10在包含目标物的三维区域内发射并接收超声波。探头10具有发射和接收超声波的多 个振动元件，并受波束形成器12控制，以便形成发射波束。振动元件还接收从目标物反射 回的超声波，并将从目标物获得的信号输出到波束形成器12，由此波束形成器12形成接收 波束。本实施例的探头10是3D探头，其在三维区域内扫描超声波束(发射波束和接收 波束)，并获取三维的回波数据。例如，通过机械地移动由一维布置的振动元件(1D阵列振 动器)电子形成的扫描平面，进行超声波束的三维扫描。可选地，还允许电子控制二维布置 的振动元件(2D阵列振动器)，以便进行超声波束的三维扫描。波束形成器12通过提供与探头10的各个振动元件相对应的传输信号来形成超声 波的发射波束。此外，波束形成器12通过对从探头10的各个振动元件获得的接收信号应 用相位加法处理来形成超声波的接收波束，并输出基于接收波束而获取的回波数据。在本实施例中，目标物是周期性运动的组织或者周期性变化的流动体，例如胎儿 心脏或者流过胎儿血管的血液。因而，在下面的描述中，将描述作为优选实施例的目标物是 胎儿心脏的情形。在本实施例中，使扫描平面在目标物(胎儿心脏)的多个运动周期内移 动，从而在三维区域内形成多个扫描平面。断层图像形成单元13基于从波束形成器12获得的回波数据，形成与相应的扫描 平面相对应的断层图像。断层图像形成单元13例如基于从回波数据获得的回波强度(回 波的大小)来形成类似于B模式图像的组织图像。图2是说明本实施例中的三维扫描的图示。在图2中，以X-Y-Z直角坐标系来表 示包含目标物的三维区域。在本实施例中，扫描平面S形成为几乎平行于X-Y平面，并且使 扫描平面S在Z轴方向上逐步移动，从而沿Z轴方向形成多个扫描平面S。使扫描平面S在 胎儿心脏周期性运动的多个周期内；即，例如在大约八秒中包含大约20次心跳的时间段内 在Z轴方向上逐步移动。
回到图1，当在胎儿心跳的多个周期内沿Z轴方向形成了多个扫描平面时，断层图 像形成单元13形成相应的扫描平面的断层图像，并且将与扫描平面相对应的断层图像的 数据按顺序存储在前存储器14中。误差判定单元16基于从存储在前存储器14中的断层图像数据获得的差量，来判 定多组断层图像数据是否良好。例如，由于由胎儿的运动、母体的运动或者探头的运动引起 的胎儿心脏在图像内的大幅运动，存在无法获得良好图像的可能性。因而，误差判定单元16 判定是否获得了诊断良好的图像。在判定时，误差判定单元16利用由下列等式1定义的横 截面差值。横截面差值
m η X=O V,=0在等式1中，x、y和ζ表示X-Y-Z直角坐标系中沿相应轴的坐标值，而ρ表示与断 层图像数据内的各个坐标相对应的像素值。通过等式1，计算Z轴方向上的相邻两组断层图 像数据之间的差值。图3是示出断层差值的变化的曲线图，其中图3中的横轴示出了各组断层图像数 据的位置。换句话说，图3的横轴表示各个扫描平面的位置以及获得各个扫描平面的时间， 图3的横轴与图2中的Z轴(随着时间推移，位置的移动方向)相对应。在胎儿心脏未大幅运动的情形下，相邻组的断层图像数据会是彼此近似的，并且 通过等式1获得的差值会较小。另一方面，在胎儿运动、母体呼吸、探头的位置移动长距离 等的情形下，胎儿心脏在断层图像内移动了长距离，使得相邻组的断层图像数据之间的差 值会较大。因而，如果断层差值超过了预定阈值(SL)，则误差判定单元16判定出目标物例 如心脏移动了长距离。回到图1，当误差判定单元16判定出目标物移动了长距离时，控制单元40控制例 如波束形成器12以停止断层图像数据的获取。应当注意到的是，控制单元40控制图1所 示的各个单元，并且例如当误差判定单元16判定出存在误差时，控制单元40可以允许显示 单元36显示该误差或者警告操作者存在误差。当误差判定单元16未判定出存在误差时， 将基于存储在前存储器14中的多组断层图像数据来执行下文描述的处理。虚拟周期设定单元22基于存储在前存储器14中的断层图像数据，来计算用作与 胎儿心脏相关的临时周期(temporary period)的虚拟周期。当计算虚拟周期时，虚拟周期 设定单元22利用由下列等式2定义的相互差值。相互差值
/ η ι η = Σ Σ Σ \p{x,y,z + w)x{p(x,y,z+w)-p(x,y,z+w+\)}\...(2)
η’ = 0 γ — Ο >· = 0在等式2中，x、y和ζ表示X-Y-Z直角坐标系中沿相应轴的坐标值，而ρ表示与断 层图像数据内的各个坐标相对应的像素值。在等式2中，用Z轴方向上的相邻两组断层图 像数据的两个像素值之间的差乘以其中一个像素值。因此，与心脏收缩的情形相比，当心脏 扩张时，相互差值变大。因而，不太可能通过单纯的差值来区分的扩张和收缩可以通过相互 差值来区分。例如，在断层图像数据组ζ中，假定像素p(x，y，ζ)表示心脏内壁附近的心肌，而P(x，y，z)的像素值=100。当心脏扩张而且心腔变大时，在断层图像数据组Z之后获得的断 层图像数据组Z+1中，像素p(x，y，z+l)表示心腔。由于心腔的像素值比心肌的像素值小，因 此假定P(x，y，z+1)的像素值=10。在该示例中，等式2右侧的绝对值为ΙΟΟΧ(ΙΟΟ-ΙΟ) =9000。当心脏扩张时，由于在心脏内壁附近的大比例的表示心肌的像素变为表示心腔的 像素，因此通过等式2计算出的相互差值变得较大。相反地，当心脏收缩时，会发生与上述示例的现象相反的现象。这意味着，当心脏 收缩时心腔变小，与心腔相对应的像素P (X，1，z) = 10变成与心肌相对应的像素ρ (X，y， z+1) = 100。在该示例中，等式2右侧的绝对值为IlOX (10-100) I = 900，该绝对值比扩张 情形下的值9000小。因而，可以通过相互差值来区分扩张和收缩。图4是示出相互差值的变化的曲线图。在图4中，横轴表示各组断层图像数据的 位置(各个扫描平面的位置和时间)，并对应于图2中的Z轴(随着时间推移，位置的移动 方向)。当通过等式2计算出Z轴上各个位置(ζ)处的相互差值时，当心脏收缩时，相互差 值变得较大。因而，虚拟周期设定单元22检测相互差值的峰值(局部最大值)，并将相邻峰 值之间的间隔(HB)判定为心脏的周期(心跳的周期)。图4还示出了与胎儿心脏的内壁的 运动(HM)相对应的波形。例如，存在胎儿心脏的心跳周期可能变化的情形。当心跳周期变化时，峰值之间的 间隔也会变化。因而，例如，虚拟周期设定单元22将峰值间隔中的第二大间隔设定为虚拟 周期。应当注意到的是，可以将能够从峰值之间的间隔的直方图中获得的最大频率值或重 心值设定为虚拟周期。此外，用户或装置可以从多个预设值中选择虚拟周期，或者用户可以借助于例如 操作设备21来输入虚拟周期的值。可选地，通常可以将固定值用作虚拟周期。回到图1，除了上述三维回波数据(接收信号)的获取以外，在本实施例中，还在 与目标物的运动相关的多个周期内，从目标物的典型部分获取回波数据。例如，扫描平面固 定地形成在胎儿心脏(目标物)的中心附近，并且在包含多次心跳的时间段(例如，1到2 秒)内，通过扫描平面来获取多个时间相位的多组回波数据(接收信号)。将从典型部分获 取的多组回波数据存储在典型部分存储器15中。例如，在获取待存储在前存储器14中的 三维回波数据之后，将获取来自典型部分的待存储在典型部分存储器15中的回波数据。当 然，可以在获取待存储在典型部分存储器15中的回波数据之后获取待存储在前存储器14 中的回波数据。虚拟周期设定单元22可以基于存储在典型部分存储器15中的多个时间相位的回 波数据来计算虚拟周期。即使在这种情形下，虚拟周期设定单元22也利用由上述等式2定 义的相互差值。应当注意到的是，当利用存储在典型部分存储器15中的多个时间相位的回波数 据时，等式2中的χ和y表示沿图2的X-Y直角坐标系的相应轴的坐标值，而P表示与固定 地设定在典型部分中扫描平面内(断层图像内)的各个坐标相对应的像素值。此外，等式2 中的ζ表示时间。这意味着在等式2中，用与相邻两个时间点相对应的两组断层图像数据的 两个像素值之间的差乘以其中一个像素值。因此，与心脏收缩的情形相比，当心脏扩张时， 相互差值变得较大，因此可以区分利用单纯的差值难以区分的心脏的扩张和收缩。因而，可 以获得与图4中相互差值的变化类似的相互差值的变化。
即使在利用存储在典型部分存储器15中的多个时间相位的回波数据的情形下， 虚拟周期设定单元22也将在相互差值的变化中峰值之间的间隔中的典型(例如，第二大) 间隔设定为虚拟周期。应当注意到的是，可以将峰值之间的间隔的平均值或者从峰值间隔 的直方图获得的最大频率值或重心值设定为虚拟周期。此外，当设定虚拟周期时，可以利用M模式测量。例如，如果目标物是胎儿心脏，则 将超声波束固定地设定在胎儿心脏的中心附近，并且通过超声波束，在包含多次心跳的时 间段内获取多个时间相位的回波数据(波束数据)。即使在这种情形下，也将获取的回波数 据存储在典型部分存储器15中。在波束数据的情形下，根据超声波束的位置，等式2中的χ 变为一个固定值。通过在多个时间点(ζ)基于等式2来计算相互差值，即使在波束数据的 情形下，也会形成类似于图4的周期性波形的周期性波形，并且如同断层图像数据的情形， 将峰值间隔中的典型间隔或者峰值间隔的平均值设定为虚拟周期。当设定了虚拟周期时，基本图像搜索单元24利用虚拟周期从多组断层图像数据 中搜索多个基本图像。该搜索是利用通过将等式2应用于存储在前存储器14中的多组断 层图像数据所获得的相互差值来执行的。图5示出了用于说明基本图像的搜索的曲线图。图5(A)到图5(C)分别示出了参 照图4描述的相互差值的变化。基本图像搜索单元24首先从多个断层图像中搜索用作典 型(典型基本图像)的基本图像。如图5(A)所示，基本图像搜索单元24将与相互差值变 得最大的位置相对应的断层图像数据设定为典型基本图像(典型基本横截面)。然后，基本 图像搜索单元24利用典型基本图像作为起点，从与局部最大相互差值相对应的多个断层 图像中，按顺序搜索距相隔虚拟周期的位置最近的断层图像。首先，如图5(A)所示，基本图像搜索单元24在Z轴方向的正方向和负方向上搜索 距相隔典型基本图像达虚拟周期(VHR)的位置最近的断层图像，并将所述断层图像设定为 基本图像。然后，如图5(B)所示，基本图像搜索单元24搜索距相隔搜索出的基本图像达虚 拟周期(VHR)的位置最近的断层图像，并将所述断层图像设定为新的基本图像。在图5(B) 中，虚线的箭头示出了多个基本图像(基本横截面)的位置。基本图像搜索单元24利用典型基本图像作为起点，并且按顺序搜索多个基本图 像。这样，如图5(C)所示，从与局部最大相互差值相对应的多个断层图像中搜索出多个基 本图像。在图5(C)中，虚线的箭头示出了多个基本图像(基本横截面)的位置。回到图1，当已经搜索出基本图像时，在由多个断层图像(数据)构成的图像串内， 分割基准设定单元26根据基本图像来设定多个分割基准。例如，分割基准设定单元26可 以将各个基本图像设定为分割基准。当设定了多个分割基准时，重构处理单元20利用用作分割边界的各个分割基准， 将图像串分割为多个图像组。然后，重构处理单元20从各个图像组中提取周期性相互对应 的多个断层图像，从而实现重构处理(重建处理)。重构处理单元20对存储在前存储器14 中的断层图像数据进行重构，并将重构后的断层图像数据存储在后存储器28中。图6是用于说明由重构处理单元20执行的处理的图。图6示出了待存储在前存 储器14中的数据和待存储在后存储器28中的数据之间的对应关系。在图6中，“断层图像 211(11 = 1，2，3，...，60)”表示沿2轴(见图2)的坐标Zn的位置处的断层图像数据。在前存储器14中，按信息的顺序存储与沿Z轴方向按顺序形成的多个扫描平面相对应的多组断层图像数据。这意味着在前存储器14中，在某些断层图像之后，按照断层图 像Z1，断层图像Z2，...断层图像Z60，...的顺序存储多个断层图像数据。重构处理单元20将各个基本图像设定为分割边界，以将存储在前存储器14中的 断层图像(数据)分割为多个图像组。然后，从图像组中提取周期性相互对应的多个断层 图像。在图6中，断层图像Z1，断层图像Z15，...，和断层图像Z51是由基本图像搜索单 元24搜索出的多个基本图像。重构处理单元20首先提取作为基本图像的断层图像Z1，断 层图像Z15，...和断层图像Z51，作为周期性相互对应的多组断层图像数据。然后，将提取 出的断层图像Z1，断层图像Z15，...和断层图像Z51作为一个数据块存储在后存储器28 中。接下来，重构处理单元20提取在Z轴的正方向上邻近各个基本图像的多个断层图 像，作为周期性相互对应的多组断层图像数据。因而，断层图像Z2，断层图像Z16，...和断 层图像Z52被提取出并作为一个数据块存储在后存储器28中。此外，重构处理单元20提取在Z轴的正方向上分别邻近断层图像Z2，断层图像 Z16，...和断层图像Z52的多个断层图像。这样，利用各个基本图像作为起点 ，周期性相互 对应的多个断层图像的数据块被按顺序提取出并存储在后存储器28中。应当注意到的是，根据上述重构处理，存储在前存储器14中的断层图像中的某些 断层图像未被用于重构处理。例如，前存储器14中的断层图像ZlO和断层图像Z15之间的 断层图像(Zll到Z14)未被用于重构处理。此外，在上述重构处理中，在重构处理之后，在后存储器28中形成多个数据块。例 如，断层图像Z1，断层图像Z15，...和断层图像Z51构成一个数据块，而断层图像Z2，断层 图像Z16，...和断层图像Z52构成下一个数据块。通过重构处理在后存储器28中形成的 数据块的数量对应于在根据基本图像而分割形成的多个图像组中，包含最小数量的断层 图像的图像组中的断层图像的数量。例如，如果如图5(c)所示搜索出多个基本图像，则与 在相邻两个基本图像之间具有最短间隔的区间相对应的图像组中的断层图像的数量和图6 所示的后存储器28中的数据块的数量彼此一致。因而，例如，在如如图5(C)所示搜索出多个基本图像之后，通过检查与在相邻两 个基本图像之间具有最短间隔的区间相对应的图像组中的断层图像的数量“e”，将该数量 设定为数据块的数量“e”，并且作为重构处理的结果，在数据块的数量达到“e”时结束重构 处理，可以减少(理想的是可以完全消除)重构处理中不必要的步骤。此外，如果分割基准设定单元26在距各个基本图像达指定间隔的位置处设定多 个分割基准，则可以在与基本图像相对应的数据块的周围形成多个数据块。图7是用于说明相隔指定间隔的分割基准的设定的图示。图7(A)和图7(B)中的 每一个示出了由存储在前存储器14中的多个断层图像构成的图像串。这意味着在各个附 图中，横轴示出了断层图像的位置(扫描平面的位置和时间)，并且多个断层图像通过沿横 轴的脉冲状的实线示出。在图7(A)中，在图像串内搜索出的多个基本图像F通过粗长实线示出。基本图像 F是根据虚拟周期和相互差值的变化而搜索的(见图5)。因而，相邻基本图像F之间的间 隔根据目标物运动的周期性变化而变化。
因此，分割基准设定单元26基于多个基本图像F之间的间隔来设定指定间隔。例 如，可以基于各个相邻基本图像F之间的间隔中的最小间隔来设定指定间隔。在图7㈧中， 最小间隔为时间段Tmin，而分割基准设定单元26将指定间隔设定为Tmin/2，即最小时间段
的一半。然后，分割基准设定单元26在图像串内从各个基本图像F在时间上回退指定间隔 的位置处设定多个分割基准DF。图7(B)以粗长实线示出了在与图7(A)的图像串相同的图 像串内设定的多个分割基准DF。这样，当在图像串内设定了分割基准DF时，利用用作分割边界的各个分割基准 DF，将图像串分割为多个图像组。在图7(B)中，一个图像组由从各个分割基准DF开始的时 间段Tmin中包含的多个断层图像构成。然后，如下所述，通过从各个图像组中提取周期性 相互对应的多个断层图像，实现了图像的重构(重建)。应当注意到的是，在上述通过分割来执行的重构处理中，仅将属于图7(B)所示的 时间段Tmin内的图像组的断层图像用于重构处理。因而，存在于相邻两个图像组之间的断 层图像未被用于重构处理。图8是用于说明由重构处理单元20执行的另外一组处理的图。类似于图6，图8 示出了待存储在前存储器14中的数据和待存储在后存储器28中的数据之间的对应关系。在图8所示的示例中，利用分割基准作为各个分割边界，重构处理单元20将存储 在前存储器14中的断层图像(数据)分割为多个图像组。然后，从各个图像组中提取周期 性相互对应的多个断层图像。在图8中，断层图像Z5、断层图像Z35和断层图像Z65是由基本图像搜索单元24 搜索出的基本图像，而断层图像Z1、断层图像Z31和断层图像Z61是由分割基准设定单元 26设定的分割基准。重构处理单元20首先提取作为分割基准的断层图像Z1，...，断层图像Z31，...， 和断层图像Z61，作为周期性相互对应的断层图像，并将所述断层图像作为一个数据块存储 在后存储器28中。接下来，重构处理单元20提取在Z轴方向上邻近于各个分割基准的多个断层图 像，作为周期性相互对应的断层图像，并将提取出的断层图像作为一个数据块存储在后存 储器28中。此外，重构处理单元20按顺序形成由周期性相互对应的多个断层图像构成的 数据块，并将数据块存储在后存储器28中。在按顺序形成多个数据块的过程中，将作为基本图像的断层图像Z5，...，断层图 像Z35，...，和断层图像Z65作为一个数据块存储在后存储器28中，而将作为各个图像组 中最后的图像的断层图像Z9，...，断层图像Z39，...，和断层图像Z69作为一个数据块存储 在后存储器28中，由此数据块的形成结束。这意味着重构处理已经结束。如参照图7所描 述的，在该重构处理中，全部断层图像中的某些断层图像未被用于重构处理中。根据参照图8所描述的重构处理，基于存储在后存储器28中的断层图像Z1，...， 断层图像Z31，...，和断层图像Z61来形成一组前部时间相位的三维图像数据，并且基于断 层图像Z5，...，断层图像Z35，...，和断层图像Z65来形成另一组中部时间相位的三维图像 数据。因而，可以将由相互之间可能具有最接近一致的时间相位关系的基本图像构成的三 维图像数据布置在时间相位的中部。此外，由于基本图像是与例如心脏扩张的晚期相对应
10的时间相位的图像，因此可以将与扩张的晚期相对应的时间相位布置在时间相位的中部， 从而不会无法观察。应当注意到的是，通过适当地改变参照图7所描述的指定间隔，可以将与基本图 像相对应的数据块从所有数据块的中部移走。因而，用户可以适当地设定指定间隔(例如， 时间和帧数)，从而允许将与基本图像相对应的数据块从中部移走。回到图1，基于在重构处理之后存储在后存储器28中的图像串，参考图像形成单 元30形成指示由运动引起的目标物形态的暂时变化的参考图像。参考图像形成单元30通 过与扫描平面正交的平面来形成目标物的断层图像，并且还在断层图像内以不同的显示模 式来显示目标物的扩张部分和收缩部分。图9是用于说明形成为参考图像的目标物的断层图像的图示。图9(1)示出了在 重构处理之后图像串中包含的多个断层图像Sr。图9(1)中的X-Y-Z坐标系对应于图2中 重构处理之前的X-Y-Z坐标系。从与图2中的扫描平面S相对应的断层图像中，通过重构 处理来提取在图9中周期性相互对应的多个断层图像Sr。这些断层图像Sr可以是例如存 储在图6所示的后存储器28中的断层图像Z1，断层图像Z15，...，和断层图像Z51，而这些 断层图像Sr构成了时间相位(例如，相位Tl)的重构图像。参考图像形成单元30设定关于由断层图像Sr构成的重构图像的平面Rl或者平 面R2。平面Rl平行于Y-Z平面，并与断层图像Sr (扫描平面)正交。平面R2平行于Z-X 平面，并与断层图像Sr (扫描平面)正交。理想的是将平面Rl和平面R2设定为包含目标 物的中部。例如，用户在重构之后观察显示图像时，可以指定平面Rl或者平面R2在显示图 像内的位置。可选地，参考图像形成单元30可以借助于二值化处理等来识别重构图像内的 目标物部分，并设定平面Rl或者平面R2以便穿过目标物部分的重心。当设定了平面Rl或者平面R2时，如图9 (II)所示，参考图像形成单元30借助于 平面Rl或者平面R2来形成断层图像50。参考图像形成单元30还在断层图像50内以不同 的显示模式来显示目标物的扩张部分和收缩部分。图10是用于说明参考图像内的目标物的显示模式的图示。参考图像形成单元30 在目标物的断层图像50内以不同的显示模式来显示目标物的扩张部分和收缩部分。参考 图像形成单元30在多个时间相位借助于平面Rl (或者平面R2)来形成目标物的断层图像 50。然后，对于各个时间相位，参考图像形成单元30借助于二值化处理等来提取目标物，并 将目标物和其他组织区别开。例如，如果目标物是心脏，则由于心脏内部(心腔)的回波值 小于其它组织，因此通过二值化处理等来提取回波值较小的部分，从而将心脏内部(心腔) 和其它组织区别开。当然，除了二值化处理以外，还可以利用诸如噪声降低处理或者标记处 理的公知处理，以便提高提取的精度。当在各个时间相位提取出目标物的断层图像50时，参考图像形成单元30通过时 间相位之间的断层图像50的变化来识别扩张部分和收缩部分。例如，如果与时间相位Tl 处的另一组织相对应的图像部分变化为与下一个时间相位T2处的目标物相对应的图像部 分，则将该图像部分判定为扩张部分。另一方面，如果与时间相位Tl处的目标物相对应的 图像部分变化为与时间相位T2处的另一组织相对应的图像部分，则将该图像部分判定为 收缩部分。图10㈧和图10⑶示出了显示形式的示例。例如，参考图像形成单元30以例如蓝色或绿色的冷色来显示断层图像50的扩张部分，并以例如红色或黄色的暖色来显示收 缩部分。例如，如图10㈧所示，当断层图像50已经从之前由虚线表示的一个时间相位的 状态变化为由实线表示的状态时，将由虚线和实线所围成的区域54判定为扩张部分，并以 冷色来表示该区域。此外，将由虚线和实线所围成的区域52判定为收缩部分，以暖色来表 示该区域。图10(A)所示的状态包含与扩张部分相对应的区域54和与收缩部分相对应的 区域52，而该状态对应于畸变的运动图像，在畸变的运动图像中，目标物(例如，心脏)局部 地扩张和局部地收缩。相比之下，在图10⑶所示的状态下，将由虚线和实线所围成的区域54判定为扩 张部分，并且目标物(例如，心脏)作为整体一致地扩张。这对应于较小畸变(理想的是完 全未畸变)的运动图像。应当注意到的是，扩张部分可以以暖色来表示而收缩部分可以以冷色来表示，或 者可以以其他颜色来表示。此外，除了颜色以外，还可以利用不同的填充模式等。回到图1，当参考图像形成单元30形成了参考图像时，将参考图像显示在显示单 元36上。图1的超声波诊断装置的用户(检查者)查看显示在显示单元36上的参考图像， 并评价例如心脏的目标物的运动图像的畸变。如果畸变为大(例如，图10(A)的图像)，则 用户借助于操作设备21来修改虚拟周期。虚拟周期设定单元22根据来自用户的指示来修改虚拟周期。然后，基于修改后 的虚拟周期，基本图像搜索单元24搜索多个基本图像，并且基于这些基本图像，分割基准 设定单元26设定多个分割基准，并且重构处理单元20执行重构处理。根据以该方式获得 的重构后的图像串，参考图像形成单元30形成参考图像，并且用户观察参考图像以评价畸 变。重复对虚拟周期的修改和对畸变的评价，从而调节虚拟周期以减小畸变。图像评价单元32计算用作用户在评价畸变时将要使用的指数的评价值。图像评 价单元32从存储在后存储器28中的不同时间相位的图像串中提取与目标物的同一位置相 对应的多个图像，并计算提取出的图像之间的差值。图像评价单元32通过下列等式3来计 算作为差值的体素间(inter-volume)差值。
m η
体素间差值=ΣΣ Ρ(υ’ζ/2,ν)-;;(χ,;ΛΖ/2,ν-1)|... (3)
.V = O ν = 0在等式3中，χ、y和ζ表示图9(1)中X_Y_Z直角坐标系中沿相应轴的坐标值，而 P表示与断层图像数据内的各个坐标相对应的像素值。此外，ν表示体素号(时间相位)， 而坐标Ζ/2表示Z轴方向上的中心位置；S卩，例如，目标物的中心位置。通过等式3，计算在 Z轴方向上的中心位置处的两组断层图像数据之间的差值，该差值是从体素ν和体素(ν-1) 的重构图像获得的。例如，将通过图像评价单元32计算出的差值与通过参考图像形成单元30形成的 参考图像一起显示在显示单元36上。例如，邻近于如图10(A)或者图10(B)所示所显示的 断层图像50，显示了与差值的大小相对应的一段长度。当然，可以借助于数值来显示差值的 大小。当根据来自用户的指令来修改虚拟周期并且设定了用于减小畸变的虚拟周期时，基于在重构(重构之后的图像串)之后存储在后存储器28中的多组断层图像数据，三维图 像形成单元34形成对例如胎儿心脏等目标物进行三维投影的三维图像数据。三维图像形成单元34基于存储在后存储器28中的一个数据块来形成各个时间相 位的三维图像数据。例如，三维图像形成单元34基于存储在图8所示的后存储器28中的 一个数据块来形成各个时间相位的三维图像数据。三维图像形成单元34通过应用诸如体素绘制法(volume renderingmethod)、积 分法或者投影法的各种方法，在各个时间相位形成三维图像数据。将与在各个时间相位 以该方式形成的三维图像数据相对应的图像显示在显示单元36上，并以伪方式(pseudo manner)实时显示三维运动图像。例如，可以重复显示与多个时间相位的三维图像数据相对 应的图像，从而执行循环再生。根据上述实施例，即使在诊断的目标物是例如心跳周期不稳定的胎儿心脏的情形 下，也根据周期的变化来搜索适当的基本图像，从而重构数据块。因而，降低了由周期变化 引起的图像的干扰(理想的是完全去除)，可以获取可靠性高的显示图像。此外，在上述实施例中，在利用从目标物的典型部分即从目标物的固定位置获取 的回波数据来设定虚拟周期的情形下，与通过以移动的方式获取的回波数据来设定虚拟周 期的情形相比，设定虚拟周期的精度得到了提高。图11是用于说明减小畸变的重构处理的流程图。将对图1所示的部件(组件) 使用与图1中的附图标记相同的附图标记来描述图11所示的各个步骤的处理。首先，如参照图2所描述的，在与目标物的运动相关的多个周期内，沿Z轴方向形 成多个扫描平面，并获取各个扫描平面的一组断层图像数据，并将断层图像数据存储在前 存储器14中(SllOl)。应当注意到的是，误差判定单元16可以基于从存储在前存储器14 中的断层图像数据获得的图像之间的差量，来判定多组断层图像数据是否良好。接下来，设定用于提取多个基本图像的虚拟周期(S1102)。例如，可以将虚拟周期 设定为预定的初始值。然后，基于设定的虚拟周期，基本图像搜索单元24从存储在前存储 器14中的多组断层图像数据中搜索多个基本图像。然后，基于基本图像，分割基准设定单 元26设定多个分割基准，并如参照图6和图8所描述的，执行重构处理，并将重构后的图像 串存储在后存储器28中(Si 103)。应当注意到的是，从S1102到S1103，基本图像搜索单元24可以通过参照图5所描 述的处理来搜索基本图像，或者仅仅以虚拟周期的间隔从多个断层图像数据中搜索基本图像。当已经执行了重构处理时，通过参考图像形成单元30形成了图10所示的参考图 像(S1104)，并且用户查看参考图像以评价畸变(S1105)。如果用户判定出畸变为大(NG)， 则用户利用操作设备21来修改虚拟周期，并且虚拟周期设定单元22设定修改后的虚拟周 期(S1102)。然后，再次重复从S1102到S1104的处理，并且用户查看参考图像以评价畸变 (S1105)。当重复了从S1102到S1105的处理并且如果用户在S1105处判定出畸变为小 (OK)，则基本图像搜索单元24利用修改后的虚拟周期来搜索多个基本图像(改正后的基本 图像)(S1106)。在S1106处，理想的是基本图像搜索单元24通过参照图5所描述的处理来
搜索基本图像。
13
当改正了基本图像的位置时，分割基准设定单元26基于改正后的基本图像来设 定多个分割基准，并且如参照图6和图8所描述的执行重构处理(S1107)，并且三维图像 形成单元34基于重构后的图像串来形成重构图像，并将重构图像显示在显示单元36上 (S1108)。这样，显示了畸变被减小或者畸变被完全去除的重构图像。回到图1，本实施例中的目标物是周期性运动的组织或者周期性变化的流动体，例 如胎儿心脏或者流过胎儿的血管的血液。如果目标物是血液等流动体，则断层图像形成单 元13基于从回波数据获得的回波强度(回波的大小)来形成等同于B模式图像的组织图 像，并且基于从回波数据获得的多普勒信息来形成例如彩色多普勒的多普勒图像。图12是用于说明在包含多普勒图像的情形下的三维扫描的图示。在图12中，以 X-Y-Z直角坐标系来表示包含目标物的三维区域。即使在包含多普勒图像的情形下，扫描平 面S也形成为几乎平行于X-Y平面，并且通过使扫描平面在Z轴方向上逐步移动，沿Z轴方 向形成多个扫描平面。例如，如果目标物是胎儿的血液，则使扫描平面在胎儿心脏周期性运 动的多个周期内例如在大约八秒中包含大约20次心跳的时间段内在Z轴方向上逐步移动。然后，在图12中，与组织图像相对应的扫描平面B和与多普勒图像相对应的扫描 平面D沿Z轴交替地形成。应当注意到的是，可以适当地改变扫描平面B和扫描平面D的 顺序，例如使得多个扫描平面B和一个扫描平面D交替地形成。回到图1，当在胎儿心跳的多个周期内沿Z轴方向形成了多个扫描平面时，如上所 述，断层图像形成单元13形成了各个扫描平面的断层图像，并且将根据扫描平面的多组断 层图像数据按顺序存储在前存储器14中。因而，包含组织图像和多普勒图像的断层图像的 数据被存储在前存储器14中。即使在包含多普勒图像的情形下，误差判定单元16也可以利用等式1，基于从多 组断层图像数据获得的图像之间的差量来判定多组断层图像数据是否良好(上述)。虚拟周期设定单元22基于存储在前存储器14中的多组断层图像数据来计算虚拟 周期。虚拟周期设定单元22通过与组织图像相关的断层图像数据来计算组织图像的虚拟 周期，并通过与多普勒图像相关的断层图像数据来计算多普勒图像的虚拟周期。当计算各 个虚拟周期时，虚拟周期设定单元22利用由等式2定义的相互差值(上述)。因而，虚拟周期设定单元22利用等式2来计算关于与组织图像相关的多组断层图 像数据的相互差值，并通过计算出的相互差值的变化(见图4)来获得组织图像的虚拟周 期。而且，虚拟周期设定单元22利用等式2来计算关于与多普勒图像相关的多组断层图像 数据的相互差值，并通过计算出的相互差值的变化来获得多普勒图像的虚拟周期。在组织 图像的情形下，等式2中的像素值ρ表示例如回波数据的大小(强度)，而在多普勒图像的 情形下，等式2中的像素值ρ例如表示多普勒频移量(速度值)。此外，对于组织图像和多普勒图像，虚拟周期设定单元22可以设定同一虚拟周期 (共享虚拟周期)。例如，虚拟周期设定单元22可以仅计算通过组织图像的相互差值获得 的组织图像的虚拟周期，并将组织图像的虚拟周期设定为共享虚拟周期。当然，虚拟周期设 定单元22可以仅计算通过多普勒图像的相互差值的变化获得的多普勒图像的虚拟周期， 并将多普勒图像的虚拟周期设定为共享虚拟周期。可选地，用户可以输入共享虚拟周期的 值。当设定了虚拟周期时，基本图像搜索单元24利用虚拟周期从断层图像数据中搜索基本图像。基本图像搜索单元24从与组织图像相关的断层图像数据中搜索组织基本图 像，并从与多普勒图像相关的断层图像数据中搜索多普勒基本图像。因而，基本图像搜索单元24利用组织虚拟周期，通过对与组织图像相关的断层图 像执行图5所示的处理来搜索组织基本图像。基本图像搜索单元24也利用多普勒图像的 虚拟周期，通过对与多普勒图像相关的断层图像执行图5所示的处理来搜索多普勒基本图 像。如果设定了共享虚拟周期，则基本图像搜索单元24利用共享虚拟周期来搜索组织基本 图像，并利用同一共享虚拟周期来搜索多普勒基本图像。此外，基本图像搜索单元24基于组织基本图像和多普勒基本图像来设定多个基 本图像。图13示出了用于说明基本图像的设定的曲线图。图13(A)到图13(C)分别示出 了组织图像的相互差值的变化(实线波形)和多普勒图像的相互差值的变化(虚线波形)。 此外，图13(A)到图13(C)分别示出了多个组织基本图像(实线)和多个多普勒基本图像 (虚线)。基本图像搜索单元24首先从相邻的组织基本图像和多普勒基本图像中检测由最 靠近彼此的组织基本图像和多普勒基本图像构成的一对组织基本图像和多普勒基本图像。 因此，在图13(A)的示例中，检测出位置P处的组织基本图像和多普勒基本图像。然后，基本图像搜索单元24使所有的多普勒基本图像沿Z轴方向移动，同时保持 彼此之间的距离，以使检测出的位置P处的组织基本图像和多普勒基本图像相互重叠。图 13(B)示出了所有的多普勒基本图像已经被移动的状态，其中位置P处的组织基本图像(实 直线)和多普勒基本图像(虚直线)相互重叠。除了移动所有的多普勒基本图像以外，还 可以移动所有的组织基本图像，或者可以移动所有的组织基本图像和所有的多普勒基本图 像，以使位置P处的组织基本图像和多普勒基本图像相互重叠。然后，基本图像搜索单元24将移动后彼此相邻的各个组织基本图像和各个多普 勒基本图像之间的中间位置设定为基本图像。这意味着在图13(B)中，彼此相邻的组织基 本图像(实直线)和多普勒基本图像(虚直线)之间的中间位置设定为基本图像。因此， 确定了图13(C)所示的多个基本图像(点划直线)。应当注意到的是，在图13⑶中的位置 P处，由于组织基本图像和多普勒基本图像相互重叠，因此在重叠位置处设定基本图像。回到图1，当搜索出基本图像时，在由多个断层图像(数据)构成的图像串内，分割 基准设定单元26根据基本图像来设定多个分割基准。如上所述，例如，分割基准设定单元 26利用各个基本图像作为分割基准。可选地，如参照图7所描述的，分割基准设定单元26 在距各个基本图像达指定间隔的位置处设定多个分割基准。当已经设定了分割基准时，重构处理单元20利用各个分割基准作为分割边界，将 图像串分割为多个图像组。然后，重构处理单元20从图像组中提取周期性相互对应的多个 断层图像，从而实现重构处理(重建处理)。如参照图6和图8所描述的，重构处理单元20 对存储在前存储器14中的断层图像数据进行重构，并将重构后的断层图像数据存储在后 存储器28中。如参照图12所描述的，在与组织图像相对应的扫描平面B和与多普勒图像相对应 的扫描平面D沿Z轴交替地形成的情形下，在图6和图8所示的存储在前存储器14中的断 层图像Zn中，η为奇数的断层图像是组织图像，而η为偶数的断层图像是多普勒图像。这
15意味着在前存储器14中，组织图像和多普勒图像被混合，例如，各个组织图像和各个多普 勒图像被交替地存储。应当注意到的是，在参照图13(B)所描述的处理中，虽然多普勒基本 图像已经被移动，但是存储在前存储器14中的断层图像的布置是移动前的布置。当重构处理单元20执行处理以对其中组织图像和多普勒图像被混合的图像串进 行重构并将重构后的图像串存储在后存储器28中时，将重构处理后的图像串用于后存储 器28之后的各个单元中。例如，三维图像形成单元34通过应用诸如体素绘制法、积分法或 者投影法的各种方法，形成各个时间相位的三维图像数据。在体素绘制法中，对于由构成一 个数据块的多组断层图像数据构成的三维数据区域设定多束射线，并对各束射线执行体素 绘制操作。此时，在各束射线上，对组织图像的数据执行的操作和对多普勒图像的数据执行 的操作是分别执行的。然后，基于在各束射线上关于组织图像的操作结果和关于多普勒图 像的操作结果，计算射线的最终操作结果。这样，三维图像形成单元34形成这样的图像数据(三维图像数据)该图像数据 示出了基于三维地表示组织的图像内的多普勒图像而获得的流动体的流速信息。然后，将 在多个时间相位形成的与三维图像数据相对应的图像显示在显示单元36上，并且实时地 显示伪三维运动图像。例如，可以重复地显示与多个时间相位中的三维图像数据相对应的 图像，从而执行循环再生。根据上述实施例，由于多个基本图像是基于组织基本图像和多普勒基本图像而设 定的，并且数据块是基于基本图像来重构的，因此即使在诊断例如心跳周期不稳定的胎儿 心脏的情形下，也降低了由周期变化引起的图像的干扰(理想的是完全去除)，由此可以获 得可靠性高的显示图像。还允许仅利用多普勒基本图像而不利用组织基本图像来设定多个基本图像。例 如，可以直接利用多普勒基本图像作为基本图像。此外，当在多个时间相位形成显示图像时，三维图像形成单元34可以形成其中同 时显示了可以在各个时间相位获得的流速信息的图像。图14是用于说明示出在多个时间相位的多个流速信息的图像的图示。图14中的 (Al)到(A3)示出了与在多个时间相位形成的三维图像数据相对应的图像。例如，(Al)示 出了与时间相位1处的三维图像数据相对应的图像，而图(A2)示出了与时间相位2处的三 维图像数据相对应的图像。在(Al)到(A3)所示的各个图像中，将流动体的流速信息60显 示在三维地示出组织的图像上。流速信息60是基于多普勒图像而形成的图像部分，并且例 如是根据流动体在该位置处的流速而被着色的图像部分。因而，以不同的颜色来表示具有 不同流速的部分。在图14中，关于流速信息60，不同填充模式而非不同颜色表示不同的流 速。当然，在实际的超声波图像中，可以利用如图14所示的不同模式来代替不同颜色。作为多个时间相位的显示图像，虽然可以提供按照(Al)到(A3)的顺序示出各个 时间相位中的各个图像的运动图片，但是也允许形成其中在各个时间相位中获得的多组流 速信息60被共同示出的显示图像。图14中的图示(B)示出了同时(一起)显示各个时间相位中的多组流速信息60 的显示图像。因而，在图示⑶中，与(Al)到(A3)相对应的多组流速信息60和随后的时 间相位被一起共同示出。例如，根据逻辑OR条件，可以以重叠的方式来显示整个时间相位 中的流速信息60。理想的是为各个时间相位显示基于组织图像而非流速信息60的部分。例如，基于组织图像而非流速信息60的部分可以形成为按照(Al)到(A3)的顺序示出各个 相位的图像的运动图像，并且在该运动图像中，可以如图示(B)所示显示各个时间相位的 流速信息60。此外，可以共同显示所有时间相位的流速信息60，或者可以选择和共同显示 某些特征时间相位的流速信息60。 虽然以上已经描述了本发明的优选实施例，但是上述实施例仅是任一方案中的一 个示例，并不限制本发明的范围。
权利要求
一种超声波诊断装置，包括探头，其向包含周期性运动的目标物的三维区域发射超声波并从所述三维区域接收超声波；发射和接收控制单元，其控制探头以使扫描平面在多个运动周期内移动，从而在三维区域内形成多个扫描平面；基本图像搜索单元，其基于与运动周期相关的特征量，从由与多个扫描平面相对应的多个图像构成的图像串中搜索多个基本图像；图像重构单元，其利用各个基本图像作为分割单元，将图像串分割为多个图像组，并从各个图像组中提取周期性相互对应的多个图像；以及显示图像形成单元，其基于周期性相互对应的多个图像来形成目标物的显示图像。
2.根据权利要求1所述的超声波诊断装置，其中基本图像搜索单元以与目标物运动的虚拟周期相对应的间隔从构成图像串的多个图 像中搜索多个基本图像。
3.根据权利要求2所述的超声波诊断装置，其中基本图像搜索单元基于特征量来设定多个图像中的典型基本图像，并利用典型基本图 像作为起点来搜索多个基本图像。
4.根据权利要求3所述的超声波诊断装置，其中基本图像搜索单元将与构成图像串的各个图像的相互差值中的最大相互差值相对应 的图像设定为典型基本图像，并且利用典型基本图像作为起点，从与局部最大相互差值相 对应的多个图像中，按顺序搜索距相隔虚拟周期的位置最近的图像，并且将图像设定为多 个基本图像。
5.根据权利要求1所述的超声波诊断装置，其中发射和接收控制单元控制所述探头，从而在多个运动周期内从目标物的典型部分获取 接受信号；并且超声波诊断装置进一步包括虚拟周期设定单元，虚拟周期设定单元基于从典型部分获 取的接受信号来设定目标物运动的虚拟周期。
6.根据权利要求5所述的超声波诊断装置，其中虚拟周期设定单元基于从典型部分获取的多个时间相位处的接收信号来计算反映时 间相位之间的接收信号的变化的特征量，并根据特征量来确定虚拟周期。
7.根据权利要求2所述的超声波诊断装置，其中图像重构单元从各个图像组中提取周期性相互对应的图像，以改变图像串中图像的顺 序，从而形成重构后的图像串，并且 超声波诊断装置进一步包括参考图像形成单元，其基于重构后的图像串，形成指示由运动引起的目标物形态的暂 时变化的参考图像，以及虚拟周期设定单元，其根据来自参照参考图像的用户的指令来修改虚拟周期。
8.根据权利要求7所述的超声波诊断装置，其中参考图像形成单元形成与和扫描平面相交的平面相对应的断层参考图像，作为参考图像。
9.根据权利要求8所述的超声波诊断装置，其中参考图像形成单元形成其中以不同的显示模式示出目标物的扩张部分和收缩部分的 断层参考图像。
10.根据权利要求2所述的超声波诊断装置，其中图像重构单元从各个图像组中提取周期性相互对应的图像，以改变图像串中图像的顺 序，从而形成重构后的图像串，并且超声波诊断装置进一步包括图像评价单元，图像评价单元从不同时间相位的重构后的 图像串中提取与同一位置相对应的多个图像，并计算提取出的图像之间的差值。
11.根据权利要求1所述的超声波诊断装置，进一步包括分割基准设定单元，其在图像串内在距多个基本图像达指定间隔的位置处设定多个分 割基准，其中图像重构单元利用用作分割边界的各个分割基准，将图像串分割为多个图像组。
12.根据权利要求11所述的超声波诊断装置，其中分割基准设定单元根据多个基本图像之间的间隔来设定指定间隔。
13.根据权利要求2所述的超声波诊断装置，其中基本图像搜索单元以与虚拟周期相对应的间隔，基于构成图像串的多个图像中的回波 强度，从多个组织图像中搜索多个组织基本图像，并基于构成图像串的多个图像中的多普 勒信息，从多个多普勒图像中搜索多个多普勒基本图像，并且基本图像搜索单元根据多个 组织基本图像和多普勒基本图像来设定多个基本图像。
14.根据权利要求13所述的超声波诊断装置，其中基本图像搜索单元设定彼此相邻的各个组织基本图像和各个多普勒基本图像之间的 各个基本图像。
15.根据权利要求14所述的超声波诊断装置，其中在移动组织基本图像和多普勒基本图像中的至少一个以后，基本图像搜索单元设定彼 此相邻的各个组织基本图像和多普勒基本图像之间的各个基本图像，以使彼此最靠近的组 织基本图像和多普勒基本图像重叠。
全文摘要
本发明公开了一种超声波诊断装置。前存储器14以时序顺序存储多组断层图像数据。虚拟周期设定单元22基于存储在前存储器14中的断层图像数据，计算与目标物相关的虚拟周期。基本图像搜索单元24利用虚拟周期从断层图像数据中搜索基本图像。分割基准设定单元26在由断层图像数据构成的图像串内根据基本图像来设定分割基准。重构处理单元20利用各个基本图像作为分割边界，以将存储在前存储器14中的断层图像数据分割为多个图像组。然后，按顺序从各个图像组中提取周期性相互对应的断层图像的数据块，并将数据块存储在后存储器28中。
文档编号A61B8/08GK101897601SQ20101014845
公开日2010年12月1日 申请日期2010年4月13日 优先权日2009年4月13日
发明者村下贤, 笠原英司 申请人:阿洛卡株式会社