专利名称：超声波诊断装置和超声波图像产生方法
技术领域：
本发明涉及超声波诊断装置和超声波图像产生方法，且具体地涉及通过超声波探头的换能器阵列发送和接收超声波来同时产生B模式图像和声速图的超声波诊断装置。
背景技术：
常规上，在医疗领域中采用使用超声波图像的超声波诊断装置。大体上，该类型的超声波诊断装置包括具有内置换能器阵列的超声波探头和连接到超声波探头的装置本体。超声波探头向对象体内部发送超声波束，接收来自对象的超声回波，以及装置本体电子处理接收信号，以产生超声波图像。近些年来，测量位于被检查区域中的声速，以实现对对 象体内的区域的更准确的诊断。例如，JP 2010-99452A提出了一种超声波诊断装置，其中，在被检查部位周围设置多个格点，且向格点发送超声波束并从格点接收超声波束，以获得接收数据，并基于该接收数据来计算局部声速。JP 2010-99452A描述了一种具有超声波探头的设备，超声波探头向对象体内部发送超声波束并从对象体内部接收超声波束，以获得在被检查部位处的局部声速，从而使得能够显示例如在其上叠加了局部声速的B模式图像。此外，产生表示局部声速在给定区域中相应点处的分布的声速图，并将其与B模式图像一起显示，有效地支持了对被检查部位处的诊断。根据扫描方法，已知的超声波探头包括凸面型、扇面型以及线性类型之一。在筛查(screening)中，一般使用例如凸面型超声波探头，其使得能够容易获得宽角度的观察区域。凸面型超声波束具有多个超声波换能器，该多个超声波换能器构成了以扇形形式排列的换能器阵列，使得通过凸面扫面从换能器阵列放射状发送多个超声波束。然而，由于脂肪等的存在而导致在覆盖器官的腹壁附近点处的声速与在其它点的声速不同，在尝试获得被检查部位的局部声速中，从凸面型超声波探头的换能器阵列放射状发送的超声波束增加了在超声波束通过腹壁时由腹壁引起的折射效果，有可能不能产生准确的声速图。此外，出现的另一问题是超声波束的放射状发送引起了随着测量深度的增加而导致的测量准确度的下降。
发明内容
本发明的目的是消除与现有技术相关联的这种问题，并提供一种能够用凸面型超声波探头来产生B模式图像和产生准确的声速的超声波诊断装置和超声波图像产生方法，且减少由腹壁引起的超声波束的折射的效果。根据本发明的一种超声波诊断装置，包括凸面型超声波探头，包括具有曲率的换能器阵列；
发送电路，用于从所述换能器阵列向对象发送超声波束；接收电路，用于处理从所述换能器阵列输出的接收信号，以获得接收数据，所述换能器阵列已接收到来自所述对象的超声回波；图像产生器，用于基于由所述接收电路获得的接收数据，产生B模式图像；腹壁检测器，用于在由所述图像产生器产生的B模式图像上，检测所述对象的腹壁；控制器，用于控制所述发送电路和所述接收电路，以获得用于声速图的接收数据，所述发送电路和所述接收电路在所述腹壁检测器检测到的腹壁的形状实质上对应于所述换能器阵列的曲率时，利用凸面扫描，通过所述换能器阵 列发送和接收用于声速图的超声波束，来获得用于声速图的接收数据，以及所述发送电路和所述接收电路在所述腹壁检测器检测到的腹壁的形状实质上是线性时，利用线性扫描，通过所述换能器阵列发送和接收用于声速图的超声波束，来获得用于声速图的接收数据；以及声速图产生器，用于基于所获得的用于声速图的接收数据，产生声速图。根据本发明的一种产生超声波图像的方法，包括以下步骤基于接收数据产生B模式图像，所述接收数据是通过以下方式获得的通过凸面型超声波探头的具有曲率的换能器阵列向对象发送超声波束和接收来自所述对象的超声波束，并对从所述换能器阵列输出的接收信号进行处理，所述换能器阵列已接收到来自所述对象的超声回波；在所述B模式图像上检测所述对象的腹壁；当检测到的腹壁的形状实质上对应于所述换能器阵列的曲率时，利用凸面扫描，通过所述换能器阵列发送和接收用于声速图的超声波束，来获得用于声速图的接收数据，以及当检测到的腹壁的形状实质上是线性时，利用线性扫描，通过从所述换能器阵列发送和接收用于声速图的超声波束，来获得用于声速图的接收数据；以及基于所获得的用于声速图的接收数据，产生声速图。
图I是示出了根据本发明的实施例的超声波诊断装置的配置的框图。图2示意性地示出了 B模式图像。图3A和3B示意性地示出了根据实施例的声速计算的原理。图4是示出了实施例的操作的流程图。图5示出了在凸面扫描中的用于声速图的超声波束。图6示出了在线性扫描中的用于声速图的超声波束。
具体实施例方式现在，下面将基于附图来描述本发明的实施例。图I示出了根据本发明的实施例的超声波诊断装置的配置。超声波诊断装置包括超声波探头I和连接到超声波探头I的诊断装置本体2。超声波探头I是所谓的凸面型探头，其中，换能器阵列3连接到发送电路4和接收电路5，发送电路4和接收电路5进而连接到探头控制器6。
诊断装置本体2包括连接到超声波探头I的接收电路5的信号处理器11。信号处理器11顺序连接到DSC (数字扫描转换器)12、图像处理器13、显示控制器14以及监视器
15。图像处理器13连接到图像存储器16和腹壁检测器17。诊断装置本体2还包括连接到超声波探头I的接收电路5的存储器18和声速图产生器19。信号处理器11、DSC 12、显示控制器14、腹壁检测器17、存储器18和声速图产生器19连接到装置本体控制器20。装置本体控制器20连接到操作单元21和存储单元22。超声波探头I的探头控制器6和诊断装置本体2的装置本体控制器20彼此相连。超声波探头I的换能器阵列3包括以扇形形式排列的多个超声波换能器，且具有向外弯曲的形状，该形状具有给定曲率。换能器阵列3的超声波换能器均根据从发送电路4供应的致动信号来发送超声波，且接收来自对象的超声回波，以输出接收信号。每个超声波换能器包括振荡器，该振荡器由压电体和在压电体的两端上 分别提供的电极构成。压电体由例如以下各项构成以PZT (锆钛酸铅)为代表的压电陶瓷、以PVDF (聚偏二氟乙烯)为代表的聚合压电器件、或以PMN-PT(银镁酸铅钛酸铅固溶，lead magnesium niobate leadtitanate solid solution)为代表的压电单晶。当向每个振荡器的电极供应脉冲电压或连续波电压时，压电体膨胀并收缩以引起振荡器产生脉冲或连续超声波。将这些超声波合并以形成超声波束。当接收到传播的超声波时，每个振荡器膨胀并收缩以产生电信号，然后将电信号作为超声波接收信号加以输出。发送电路4包括例如多个脉冲器，并基于根据由探头控制器6发送的控制信号所选择的发送延迟模式来调整致动信号的延迟量，使得从换能器阵列3的多个超声波换能器发送的超声波形成超声波束，并向超声波换能器供应已调整过延迟的致动信号。接收电路5对从换能器阵列3的超声波换能器发送的接收信号进行放大和A/D转换，然后通过根据基于接收延迟模式所设置的声速或声速分布，向接收信号提供相应的延迟，并将这些接收信号求和，来执行接收定焦处理，其中，该接收延迟模式是根据从探头控制器6发送的控制信号所选择的。该接收定焦处理得到了具有良好定焦的超声回波的接收数据(声线信号)。探头控制器6根据从诊断装置本体2的装置本体控制器20发送的控制信号来控制超声波探头I的各种组件。诊断装置本体2的信号处理器11对超声波探头I的接收电路6产生的接收数据的衰减进行校正，该衰减取决于随着反射超声波的深度而变化的距离，然后执行包络检测处理，以产生作为与对象体内的组织相关的断层成像图像信息的B模式图像信号。DSC 12将信号处理器11产生的B模式图像信号转换为与普通电视信号扫描模式兼容的图像信号(光栅转换)。图像处理器13在向显示控制器14输出B模式图像信号或将B模式图像信号存储在图像存储器16之前，对从DSC 12输入的B模式图像信号执行所需的包括渐变处理在内的各种处理。信号处理器11、DSC 12、图像处理器13以及图像存储器16构成了图像产生器23。显示控制器14基于已经过图像处理器13的图像处理的B模式图像信号，让监视器15显示超声波诊断图像。监视器15包括显示设备(比如，IXD)，并例如在显示控制器14的控制下显示超声波诊断图像。根据由图像处理器13进行过图像处理的B模式图像信号，腹壁检测器17检测位于在B模式图像中设置的关注区域ROI之上的对象的腹壁P。存储器18顺序地存储从超声波探头I的接收电路5输出的接收数据。存储器18将与从装置本体控制器20输入的帧速率相关的信息与上述接收数据进行关联存储。这种信息包括例如反射超声波的位置的深度、扫描线的密度以及表示视野范围的参数。在装置本体控制器20的控制下，声速图产生器19基于在存储器18中存储的接收数据，计算被检查的对象体内的组织中的局部声速，以产生声速图。装置本体控制器20根据操作者使用操作单元21 输入的指令，控制超声波诊断装置中的组件。为了让操作者执行输入操作而提供的操作单元21构成了关注区域设置单元，且其可以由例如键盘、鼠标、轨迹球和/或触摸板构成。存储单元22存储例如操作程序，且可以由例如记录介质构成，比如MO、MT、RAM、CD-ROM、DVD-ROM、SD卡、CF卡、或USB存储器、或服务器。尽管信号处理器11、DSC 12、图像处理器13、显示控制器14和声速图产生器19均由CPU和用于引起CPU执行各种类型处理的操作程序构成，但是它们也可以均由数字电路构成。操作者可以使用操作单元21来选择以下三种显示模式之一。它们是用于单独显示B模式图像的模式；用于显示B模式图像，同时在其上叠加声速图的模式(例如，以颜色区分来显示或通过根据局部声速来改变亮度，或通过将具有相等局部声速的点连成线来显示)；以及用于并列显示B模式图像和声速像的模式。可以用从这些模式中选择的所需模式来显示B模式图像。当显示B模式图像时，首先换能器阵列3的多个超声波换能器根据从超声波探头I的发送电路4供应的致动信号来发送超声波，且已接收到来自对象的超声回波的超声波换能器向接收电路5输出接收信号，接收电路5产生接收数据。已接收到接收数据的诊断装置本体2的信号处理器11产生B模式图像信号，且DSC 12执行B模式图像信号的光栅转换，同时图像处理器13对B模式图像信号执行各种图像处理，因此，基于该B模式图像信号，显示控制器14让监视器15显示超声波诊断图像。可以通过在本申请的申请人提交的JP 2010-99452A中所描述的方法来计算局部声速。如图3A所示，假定当向对象内部发送超声波时，接收波Wx从格点X (对象中的反射点)到达换能器阵列3，且假定多个格点Al、A2、...以相等间隔排列在比格点X更浅的位置处，即，更接近换能器阵列3的位置处，如图3B所示。则，根据惠更斯原理获得格点X处的局部声速，从而，通过将已从格点X接收到接收信号的格点A1、A2、...所发送的单个接收波Wl、W2、...合并而产生的合成波Wsum与来自格点X的接收波Wx —致。首先，获得所有格点X、Al、A2、...的最优声速。本文中的最优声速意味着随着所设置的声速的改变，在基于设置的声速对格点执行定焦计算并成像以产生超声波图像之后，允许获得最高图像对比度和锐度(sharpness)的声速。如JP 08-317926A中描述的，可以基于例如图像对比度、扫描方向上的空间频率、以及分散(dispersion)来判断最优声速。接下来，使用格点X的最优声速来计算从格点X发射的虚接收波Wx的波形。此外，将格点X处的虚局部声速V改变为各种值，以计算来自格点A1、A2、...的接收波W1、W2、...的虚合成波Wsum。此时假定声速在格点X和格点Al、A2、...之间的区域Rxa中是一致的，且等价于在格点X处的局部声速V。超声波从格点X传播到格点A1、A2、...的时间分别是XA1/V、XA2/V、 ，其中，XA1、XA2、 是在格点X和格点Al、A2、 之间的距离。将从格点Al、A2、...发射的反射波与对应于时间XA1/V、XA2/V、...的相应延迟相结合，得到了虚合成波Wsum。接下来，计算通过将格点X处的虚局部声速V改变为各种值所计算出的多个虚合成波Wsum与来自格点X的虚接收波Wx之间的相应差，以将使该差变为最小值的虚局部声速V确定为局部声速。可以通过任意恰当方法来计算在虚合成波Wsum 和来自格点X的虚接收波Wx之间的差，这些恰当方法包括使用互相关的方法、通过将接收波Wx与从合成波Wsum获得的延迟相乘而使用相位匹配求和的方法、以及通过将合成波Wsum与从接收信号Wx获得的延迟相乘而使用相位匹配求和的方法。从而，可以基于超声波探头I的接收电路5产生的接收数据来准确地计算对象内的局部声速。可以类似地产生表示局部声速在所设置的关注区域中的分布的声速图。接下来，将参照图4的流程图来描述实施例的操作。首先在步骤SI中，根据来自超声波探头I的发送电路4的致动信号，换能器阵列3的多个超声波换能器发送用于B模式图像的超声波束，且已接收到来自对象的超声回波的超声波换能器向接收电路5输出接收信号，以产生用于B模式图像的接收数据，从而显示控制器14基于诊断装置本体2的图像产生器23产生的B模式图像信号，让监视器15显示B模式图像。在步骤S2中操作者操作操作单元21以在监视器15上显示的B模式图像中设置关注区域ROI之后，在步骤S3中腹壁检测器17检测位于关注区域ROI之上的对象的腹壁P，如图2所示。之后在步骤S4中，装置本体控制器20比较腹壁检测器17检测到的对象的腹壁P的形状和超声波探头I的换能器阵列3的曲率。当判断腹壁P的形状在给定容限内实质上对应于换能器阵列3的曲率，则过程进行至步骤5，在步骤5中，在超声波束凸面扫描关注区域ROI时，发送和接收从换能器阵列发射的用于声速图的超声波束，以产生关注区域ROI内的声速图。具体地，由装置本体控制器20在关注区域ROI中设置多个格点，且在这些格点处形成发送焦点，使得在超声波束凸面扫描关注区域时顺序发送和接收用于声速图的超声波束。由于腹壁P的形状实质上对应于换能器阵列3的曲率，则从换能器阵列3放射状发送的用于声速图的超声波束B实质上以图5所示的直角进入腹壁P，且虚拟地减轻了由于它们通过腹壁P时由腹壁P引起的折射效果，在关注区域ROI内的格点处形成了发送焦点。然后，由换能器阵列3的超声波换能器接收来自对象的超声回波。每次接收到用于声速图的超声波束时，将接收电路5产生的用于声速图的接收数据顺序存储在存储器18中。当已获得了关注区域ROI中所有格点的用于声速图的接收数据时，装置本体控制器20向声速图产生器19输出用于产生声速图的指令，然后声速图产生器19使用在存储器18中存储的用于声速图的接收数据，以计算在格点处的局部声速，并产生在关注区域ROI内的声速图。声速图产生器19获得的与声速图相关的数据经过DSC 12的光栅转换和图像处理器13的各种图像处理。另一方面，当步骤S4中做出的比较示出了腹壁P的形状在给定容限内实质上不对应于换能器阵列3的曲率时，则过程进行至步骤8以判断腹壁P的形状是否实质上是线性的。当判断腹壁P的形状实质上是线性时，过程进行至步骤9，在步骤9中，在超声波束线性扫描关注区域ROI时发送和接收从换能器阵列发射的用于声速图的超声波束，以产生关注区域ROI内的声速图。具体地，由装置本体控制器20在关注区域ROI中设置多个格点，且在这些格点处形成发送焦点，使得在超声波束线性扫描关注区域时顺序发送和接收用于声速图的超声波束。由于腹壁P的形状实质上是线性的，则从换能器阵列3平行发送的用于声速图的超声波束B实质上以图6所示的直角进入腹壁P，且虚拟地减轻了由于它们通过腹壁P时由腹壁P引起的折射效果，在关注区域ROI内的格点处形成了发送焦 点。然后，由换能器阵列3的超声波换能器接收来自对象的超声回波。每次接收到用于声速图的超声波束时，将用于声速的接收数据顺序存储在存储器18中，使得声速图产生器19以与上述步骤S5中凸面扫描相同的方式，产生在关注区域ROI内的声速图。声速图产生器19获得的与声速图相关的数据经过DSC 12的光栅转换和图像处理器13的各种图像处理。当如上所述在步骤S5或步骤S9中产生了关注区域ROI的声速图时，在步骤S6中，在超声波束凸面扫描整个成像区域时，发送和接收从换能器阵列3发射的用于B模式图像的超声波束，以在步骤S6中产生B模式图像。具体地，已接收到从换能器阵列3发送的用于B模式图像的超声波束的超声回波的超声波换能器向接收电路5输出接收信号，以产生用于B模式图像的接收数据，且在诊断装置本体2的存储器18中存储用于B模式图像的接收数据，且将其输入信号处理器11以产生B模式图像信号，因此，B模式图像信号经过DSC 12的光栅转换和图像处理器13的各种图像处理。在步骤S7中，将与已经过图像处理器13的各种图像处理的关注区域ROI内部的声速图和B模式图像相关的数据发送至显示控制器14，并取决于操作者使用操作单元21输入的显示模式，在监视器15上将声速图叠加在B模式图像上显示，或在监视器15上将B模式图像和声速图彼此并列显示。在步骤SlO中，确定是否终止检查。当检查要继续时，过程返回步骤S 1，而当检查要终止时，终止顺序处理。当在步骤S8中判断腹壁P的形状不是实质上线性时，腹壁P的形状实质上不对应于换能器阵列3的曲率且实质上不是线性的。因此，用于声速图的超声波束B进入腹壁P的入射角度增加，且因此不管发送和接收波束的凸面型超声波探头I的换能器阵列3发射的用于声速图的超声波束B的扫描是凸面扫描还是线性扫描，都极大地受到腹壁P引起的折射的影响。相应地，由于不能产生关注区域ROI内部的准确的声速图，控制发送电路4和接收电路5，以不发送或接收用于声速图的超声波束B，使得在例如进行至步骤SlO以确定是否要终止检查之前，在监视器15上给出警告。可以例如按如下方式在步骤S4中判断与腹壁P的形状是否在给定容限内实质上对应于换能器阵列3的曲率。首先，在腹壁检测器17检测到的腹壁P上设置多个测量点Qi (i = I至n)。通过最小二乘法(least square)，使用这些测量点Qi在图像上的坐标(Xi，Yi)，获得具有与换能器阵列3相同曲率的近似曲线，并计算测量点Qi的残差dYi的变分系数CV。令测量点Qi的残差dYi的平均值为dYm。贝U，将残差dYi的变分系数CV表达为CV= [(1/n) E (dYi2-dYm2) ] 1/2/dYm (I)其中，E代表求和，i = I至n。则，在将阈值CVl设置为例如0. 1，用于确定容限的情况下，当使用上述表达式(I)计算的残差dYi的变分系数CV不大于阈值CVl时，可以判断 腹壁P的形状实质上对应于换能器阵列3的曲率，反之当变分系数CV大于设置值CVl时，可以判断腹壁P的形状实质上不对应于换能器阵列3的曲率。可以例如按如下方式在步骤S8中判断腹壁P的形状是否实质上是线性的。在腹壁检测器17检测到的腹壁P上设置多个测量点Qi (i = I至n)。通过最小二乘法(least square)，使用这些测量点Qi在图像上的坐标(Xi，Yi)获得近似线，并使用上述表达式(I)来计算测量点Qi的残差dYi的变分系数CV的。当计算出的残差dYi的变分系数CV不大于阈值CVl = 0. I时，判断腹壁P的形状实质上是线性的，反之当变分系数CV大于设置值CVl时，判断腹壁P的形状实质上不是线性的。上述阈值CVl不限于“0. I”。优选地获得阈值CV1，其使得通过凸面扫描实际发送和接收用于图的超声波束，在波阵面前上的扰动不负面地影响利用凸面扫描实际发送和接收用于声速图的超声波束来对声速的进行测量。也可以使用相关系数在步骤S8中判断腹壁P的形状是否实质上是线性。S卩，在腹壁检测器17检测到的腹壁P上设置多个测量点Qi (i = I至n)，且计算这些测量点Qi在图像上的坐标(Xi，Yi)的相关系数r。令Xm为Xi的平均值，且Ym为Yi的平均值。贝U，将相关系数r表达为r=E [(Xi-Xm) (Yi-Ym) ]/[ E (Xi-Xm)2E (Yi-Ym)2]172 (2)其中，E代表求和，i = I至n。贝U，在将阈值rl设置为例如0.7，用于确定容限的情况下，当使用上述表达式(2)计算的相关系数r的绝对值不小于阈值rl时，判断腹壁P的形状实质上是线性的，反之当相关系数r的绝对值小于阈值rl时，判断腹壁P的形状实质上不是线性的。此外，在该情况下，阈值rl不限于“0. 7”，且优选地设置为适合实际测量的值。从而，判断腹壁检测器17检测到的腹壁P的形状是实质上对应于换能器阵列3的曲率还是实质上是线性的，且取决于做出的判断，通过凸面扫描来发送和接收用于声速图的超声波束B。因此，即使通过使用凸面型超声波探头1，也可以减少由腹壁P引起的折射效果，且产生B模式图像和准确的声速图是可能的。尽管在上述实施例中，当腹壁P的形状既不实质上对应于换能器阵列3的曲率也不实质上是线性时，控制发送电路4和接收电路5，以不允许用于声速图的超声波束B的发送和接收，然而当腹壁P的形状实质上具有介于换能器阵列3的曲率和实质直线之间的中间曲率时，可以备选地按如下方式产生声速图。
装置本体控制器20计算与腹壁检测器17检测到的腹壁P的曲率相对应的延迟，经由探头控制器6向发送电路4和接收电路5发送计算出的延迟，从而控制发送电路4和接收电路5，确保以计算出的延迟利用凸面扫描来发送用于声速图的超声波束B，从而获得用于声速图的接收数据。从而，可以通过曲面扫描来发送和接收适合腹壁P的曲率的用于声速图的超声波束B，且因此即使在腹壁P具有与换能器阵列3的曲率不同的曲率时，也可以减小由腹壁P引起的折射效果，并可以产生准确的声速图。尽管在上述实施例中，将从接收电路5输出的接收数据首先存储在存储器18中，使得声速图产生器19使用在存储器18中存储的接收数据来计算关注区域ROI中的格点处的局部声速，并产生关注区域ROI内部的声速图，声速图产生器19还可以直接接收从接收电路5输出的接收数据，以产生声速图。
由于存储器18不仅存储用于声速图的接收数据，还存储用于产生B模式图像的接收数据。，因此可以在装置本体控制器20给出的控制下，根据按照需要从存储器18中读取用于产生B模式图像的接收数据，用于由图像产生器23来产生B模式图像。超声波探头I与诊断装置本体2之间的连接可以通过有线通信或无线通信来实现。
权利要求
1.一种超声波诊断装置，包括 凸面型超声波探头，包括具有曲率的换能器阵列； 发送电路，用于从所述换能器阵列向对象发送超声波束； 接收电路，用于处理从所述换能器阵列输出的接收信号，以获得接收数据，所述换能器阵列已接收到来自所述对象的超声回波； 图像产生器，用于基于由所述接收电路获得的接收数据，产生B模式图像； 腹壁检测器，用于在由所述图像产生器产生的B模式图像上，检测所述对象的腹壁；控制器，用于控制所述发送电路和所述接收电路，以获得用于声速图的接收数据，所述发送电路和所述接收电路在所述腹壁检测器检测到的腹壁的形状实质上对应于所述换能器阵列的曲率时，利用凸面扫描，通过所述换能器阵列发送和接收用于声速图的超声波束，来获得用于声速图的接收数据，以及所述发送电路和所述接收电路在所述腹壁检测器检测到的腹壁的形状实质上是线性时，利用线性扫描，通过所述换能器阵列发送和接收用于声速图的超声波束，来获得用于声速图的接收数据；以及 声速图产生器，用于基于所获得的用于声速图的接收数据，产生声速图。
2.根据权利要求I所述的超声波诊断装置， 还包括关注区域设置单元，用于在所述图像产生器产生的B模式图像中设置关注区域， 所述腹壁检测器检测所述对象的、位于由所述关注区域设置单元设置的关注区域之上的腹壁。
3.根据权利要求I或2所述的超声波诊断装置， 其中，所述控制器控制所述发送电路和所述接收电路，使得所述发送电路和所述接收电路不在由所述腹壁检测器检测到的腹壁的形状并非对应于所述换能器阵列的曲率且实质上并非线性时，执行用于声速图的超声波束的发送和接收。
4.根据权利要求I或2所述的超声波诊断装置， 其中，当由所述腹壁检测器检测到的腹壁的形状具有介于所述换能器阵列的曲率和实质线性之间的中间曲率时，所述控制器计算与所述腹壁的曲率相对应的延迟，并控制所述发送电路和所述接收电路，以计算出的延迟，利用凸面扫描，通过所述换能器阵列发送和接收用于声速图的超声波束，来获得用于声速图的接收数据。
5.一种产生超声波图像的方法，包括以下步骤 基于接收数据产生B模式图像，所述接收数据是通过以下方式获得的通过凸面型超声波探头的具有曲率的换能器阵列向对象发送超声波束和接收来自所述对象的超声波束，并对从所述换能器阵列输出的接收信号进行处理，所述换能器阵列已接收到来自所述对象的超声回波； 在所述B模式图像上检测所述对象的腹壁； 当检测到的腹壁的形状实质上对应于所述换能器阵列的曲率时，利用凸面扫描，通过所述换能器阵列发送和接收用于声速图的超声波束，来获得用于声速图的接收数据，以及当检测到的腹壁的形状实质上是线性时，利用线性扫描，通过从所述换能器阵列发送和接收用于声速图的超声波束，来获得用于声速图的接收数据；以及基于所获得的用于声速图的接收数据，产生声速图。
全文摘要
一种超声波诊断装置和超声波图像产生方法。所述超声波诊断装置包括凸面型超声波探头，包括具有曲率的换能器阵列；图像产生器，用于基于接收数据产生B模式图像；腹壁检测器，用于在B模式图像上检测所述对象的腹壁；控制器，用于在所述腹壁检测器检测到的腹壁的形状实质上对应于所述换能器阵列的曲率时，利用凸面扫描，通过所述换能器阵列发送和接收用于声速图的超声波束，来获得用于声速图的接收数据，以及在所述腹壁的形状实质上是线性时，利用线性扫描，通过所述换能器阵列发送和接收用于声速图的超声波束，来获得用于声速图的接收数据；以及声速图产生器，用于基于所获得的用于声速图的接收数据，产生声速图。
文档编号A61B8/00GK102670249SQ201210052888
公开日2012年9月19日 申请日期2012年2月29日 优先权日2011年3月17日
发明者田代理香 申请人:富士胶片株式会社