專利名稱：圖像診斷裝置的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本申請要求2005年5月20日遞交的日本專利申請?zhí)卦?005 — 147485 號的優(yōu)先權(quán)，參照其內(nèi)容而編入本申請。
本發(fā)明涉及使用超聲波來計(jì)測著眼對象的變形，對進(jìn)行了體動修正處 理的多個圖像實(shí)施加法或減法處理后，將隨時變化的信息圖像化后顯示的 圖像診斷裝置。
背景技術(shù)：
使用時相不同的圖像，抽出著眼對象的形狀及組織的隨時的變化，將 其圖像化的技術(shù)，在判定治療效果及鑒別病變等中，大有用處。例如正確 地抽出投藥前后的腫瘤的大小，并將其圖像化后，能夠早期判斷藥劑的治 療效果。另外，如果作為不能目測的治療部位的低侵襲治療用的監(jiān)視工具 使用，就能夠高靈敏度地檢出著眼區(qū)域的組織變化，進(jìn)行不侵襲正常部位 的治療。通常，醫(yī)生對圖像加以對比，或者以骨骼等特征性的部位為基準(zhǔn)， 將比較的圖像彼此重疊后，判斷著眼對象的前后變化，
使用時間系列的圖像，還可以抽出追蹤超聲波造影劑的動向的血管結(jié) 構(gòu)。超聲波造影劑，是直徑為數(shù)wm左右的微小的氣泡，被超聲波照射后， 產(chǎn)生強(qiáng)烈的非線性信號。由于從靜脈投入的造影劑，和血流一起，浸潤到 細(xì)部的血管為止，所以可以獲得強(qiáng)調(diào)血管結(jié)構(gòu)的高對比度圖像?？墒?，在 末梢部的血管，由于造影劑濃度降低，所以不能以足夠的S/N比(信號與 噪聲的比例)獲得信號。另外，在深部區(qū)域，由于照射超聲波束的聲壓下
降及來自造影劑的非線性信號的衰減，所以S/N比下降，對比度降低。因 此，醫(yī)生就只好用眼睛追蹤造影劑的流動，在大腦中判斷血管結(jié)構(gòu)。作為
解決在深部區(qū)域S/N比下降這一問題的手段，有人提出了在深度方向上分 割攝象區(qū)域的手法(JP特開2002—209989號公報(bào))。對于深度不同的各區(qū) 域，用足以獲得造影劑信號的聲壓，進(jìn)行超聲波照射，從而使深度方向中 的照射聲壓的分散減少。將取得的各圖像拼在一起后，在深部區(qū)域，也能 取得維持很高的S/N比的圖像。
還有人公開了下列技術(shù)如果采用脈沖倒相模式(U.S. Patent Number 6095980)，即使造影劑信號的變化較大時，也能夠通過使用RF數(shù)據(jù)的相互 相關(guān)運(yùn)算計(jì)測體動及圖像的加法運(yùn)算。所謂"脈沖倒相模式"，就是一種通 過連續(xù)照射基本波和反相位的波，并將雙方的反射波相加后，以高S/N比 取得高頻成分的手段。例如照射基本波f(rrei0及具有與之相反相位的波 f產(chǎn)re"卜")時，在各反射波中，包含基本頻率成分的波——for^re"和&"=^ "一"的同時，還分別包含高頻成分——C一ei"和f,^i"e —"。對它們 進(jìn)行加法處理后，基本波成分消失，高頻成分成為2倍。反之，進(jìn)行減法 處理后，只剩下基本波成分，高頻成分消失。
為了檢出著眼對象的時間變化，必須比較不同的時相獲得的圖像。因 此，不可缺少計(jì)測、修正著眼對象的位置偏移及變形(以下總稱之為"體 動")的單元。專利文獻(xiàn)l所述的技術(shù)，為了抽出具有數(shù)數(shù)lim左右的直徑 的血管結(jié)構(gòu)，如果沒有正確地進(jìn)行計(jì)測、修正，那么即使是lmm左右的體 動，也難以描繪出血管結(jié)構(gòu)
發(fā)明內(nèi)容

因此，本發(fā)明的目的，在于提供利用計(jì)測、修正著眼對象的體動的單 元，從用不同的時相獲得的時間系列圖像中，抽出隨時變化的信息并且將 其圖像化的圖像診斷裝置。
為了達(dá)到上述目的，在本發(fā)明的圖像診斷裝置中，使用超聲波圖像， 計(jì)測著眼對象的攝象面內(nèi)的體動， 一邊對計(jì)測的體動部分進(jìn)行修正處理， 一邊累計(jì)或減去時間系列圖像，從而將著眼對象的形狀及組織變性等隨時 變化的信息圖像化后顯示。
下面，列舉本發(fā)明的圖像診斷裝置的代表性的結(jié)構(gòu)例。
(1) 具有超聲波探頭，該超聲波探頭向著眼對象發(fā)送超聲波，取得 來自所述著眼對象的反射信號；體動計(jì)測部，該體動計(jì)測部使用所述超聲 波探頭取得的反射信號，構(gòu)成二維超聲波圖像，在該圖像面內(nèi)，設(shè)定多個 進(jìn)行所述著眼對象的體動計(jì)測的計(jì)測區(qū)域，計(jì)測所述計(jì)測區(qū)域內(nèi)的體動； 圖像累計(jì)(減法)部，該圖像累計(jì)(減法)部抽出隨時變化的信息；圖像 顯示部，該圖像顯示部顯示所述圖像累計(jì)(減法)部中獲得的圖像。
(2) 在所述(1)的圖像診斷裝置中，其特征在于所述體動計(jì)測部 體，在收發(fā)超聲波后獲得的二維超聲波圖像的面內(nèi)，設(shè)定多個進(jìn)行體動計(jì) 測的計(jì)測區(qū)域，在所述計(jì)測區(qū)域內(nèi)計(jì)測體動。
(3) 在所述(1)的圖像診斷裝置中，其特征在于旨在收送超聲波 的超聲波探頭， 一維或二維陣列狀地排列多個壓電元件。
(4) 在所述(1)的圖像診斷裝置中，其特征在于對時相不同的多 枚圖像，進(jìn)行累計(jì)或減法處理，從而將著眼對象的形狀及組織變性等隨時 變化的信息圖像化。
(5) 在所述(4)的圖像診斷裝置中，其特征在于累計(jì)或減法處理
使用的圖像，是超聲波圖像、MRI圖像或X射線圖像之類形態(tài)圖像及PET 圖像或超聲波造影劑圖像之類功能圖像。
(6) 其特征在于，具有超聲波探頭，該超聲波探頭向著眼對象收發(fā)
超聲波；根據(jù)所述超聲波探頭取得的超聲波圖像，計(jì)測所述著眼對象的體 動的單元；修正計(jì)測的體動，對時間系列的圖像進(jìn)行累計(jì)或減法處理的單 元；圖像顯示部，該圖像顯示部顯示所述累計(jì)或減法處理后獲得的圖像。
采用本發(fā)明后，可以將只根據(jù)組織的形狀變化及造影劑的流動等多枚 時間系列圖像能夠知道的信息圖像化，能夠在醫(yī)生彼此之間或醫(yī)生和患者 之間，將迄今為止抽象的定性的信息，具體地顯示可以共享的圖像。
本發(fā)明的其它目的、特征以優(yōu)點(diǎn)，從以下的有關(guān)附圖的本發(fā)明的實(shí)施 方式的講述中，得到闡述。


圖1是表示本發(fā)明的一種實(shí)施方式的圖像診斷裝置的結(jié)構(gòu)的方框圖。 圖2是講述在實(shí)施方式的圖像診斷裝置中，從取得RF數(shù)據(jù)到對圖像進(jìn) 行累計(jì)或減法處理的動作的流程圖。
圖3A是表示在實(shí)施方式的圖像診斷裝置中，設(shè)定多個計(jì)測區(qū)域的圖形。
圖3B是表示在實(shí)施方式的圖像診斷裝置中，設(shè)定多個計(jì)測區(qū)域的圖形。
圖4是講述在實(shí)施方式的圖像診斷裝置中，從設(shè)定計(jì)測區(qū)域到體動向 量的評價為止的流程圖。
圖5是表示在實(shí)施方式的圖像診斷裝置中，根據(jù)造影劑信號抽出血管 構(gòu)造的方法的圖形。
圖6是表示在實(shí)施方式的圖像診斷裝置中，除去血管構(gòu)造以外的信號 的方法的圖形。
圖7A是表示在實(shí)施方式的圖像診斷裝置中，減法處理導(dǎo)致的組織的形 狀變化的圖像化的圖形。
圖7B是表示在實(shí)施方式的圖像診斷裝置中，減法處理導(dǎo)致的組織的形 狀變化的圖像化的圖形。
圖8是表示在實(shí)施方式的圖像診斷裝置中，根據(jù)來自掃描變換器的數(shù) 據(jù)，進(jìn)行體動計(jì)測及圖像累計(jì)(減法)處理時的方框圖。
圖9是表示在實(shí)施方式的圖像診斷裝置中，根據(jù)RF數(shù)據(jù)進(jìn)行體動計(jì)測，
根據(jù)來自掃描變換器的數(shù)據(jù)，進(jìn)行圖像累計(jì)(減法)處理時的方框圖。 圖IO是表示超聲波探頭及超聲波波束的空間性的廣度的圖形。 圖11是二維陣列探頭和朝著切片方向的攝象面掃描。 圖12是表示在實(shí)施方式的圖像診斷裝置中，使用對來自掃描變換器的
數(shù)據(jù)進(jìn)行了高頻成分除去處理的圖像，進(jìn)行體動計(jì)測，根據(jù)來自掃描變換
器的圖像進(jìn)行圖像累計(jì)(減法)處理時的方框圖。
圖13是表示在實(shí)施方式的圖像診斷裝置中，使用對RF數(shù)據(jù)進(jìn)行了高
頻成分除去處理的圖像，進(jìn)行體動計(jì)測，根據(jù)來自掃描變換器的圖像進(jìn)行
圖像累計(jì)(減法)處理時的方框圖。
具體實(shí)施方式

下面，參照附圖，講述本發(fā)明涉及的實(shí)施方式。
圖1是表示本發(fā)明的一種實(shí)施方式的圖像診斷裝置的結(jié)構(gòu)的方框圖。 在本實(shí)施方式的圖像診斷裝置中，向著眼對象發(fā)送超聲波，取得二維斷層 像(B模式象)，將所述二維斷層像分割成多個計(jì)測區(qū)域，在所述計(jì)測區(qū)域 中計(jì)測體動。對多枚圖像進(jìn)行累計(jì)或減法處理，顯示使用分割的所述計(jì)測 區(qū)域再構(gòu)成的二維圖像。
首先，使用圖1的方框圖，講述從取得著眼對象的超聲波圖像到顯示 進(jìn)行了體動修正的累計(jì)或減法的圖像為止的裝置結(jié)構(gòu)。超聲波探頭(以下 稱作"探頭")2，具有多個壓電元件排列的結(jié)構(gòu)。從發(fā)送波束整形器3經(jīng) 由D/A變換器4，向各壓電元件發(fā)送模擬發(fā)送波信號，向著眼對象1照射 超聲波。各壓電元件發(fā)送的超聲波，被發(fā)送波束整形器3電子性地滯后， 在規(guī)定的深度聚焦。發(fā)送波信號，在著眼對象1內(nèi)被反射，再次被探頭的 各壓電元件接收。各壓電元件接收的反射回波，被用TGC (Time Gain Control)部5修正發(fā)送波的隨著到達(dá)深度而變化的衰減部分后，被用A/D變 換器6變換成數(shù)字信號，發(fā)送給接收波束整形器7。
在接收波束整形器7中，施加與從焦點(diǎn)位置到各壓電元件的距離對應(yīng) 的滯后時間，輸出加法運(yùn)算結(jié)果。二維掃描該聚焦超聲波，可以獲得著眼 對象1的二維性的反射回波分布。接收波束整形器7輸出實(shí)部和虛部分開 的信號，發(fā)送給包絡(luò)線檢波部8和計(jì)測區(qū)域設(shè)定部11。發(fā)送給包絡(luò)線檢波 部8的信號，被變換成視頻信號后，用掃描變換器進(jìn)行掃描線間的插補(bǔ)， 再構(gòu)成二維圖像數(shù)據(jù)后，被圖像顯示部10顯示。在計(jì)測區(qū)域設(shè)定部ll中， 旨在計(jì)測體動的計(jì)測區(qū)域，如后文所述，被設(shè)定成與結(jié)構(gòu)對應(yīng)的最佳的大 小，發(fā)送給體動計(jì)測部12。在體動計(jì)測部12中，計(jì)測所述計(jì)測區(qū)域內(nèi)的體 動。體動的計(jì)測手法，是相互相關(guān)運(yùn)算或最小平方法。在圖像累計(jì)(減法) 部13中， 一邊根據(jù)所述體動計(jì)測部計(jì)測的體動的速度成分向量進(jìn)行修正， 一邊在所述計(jì)測區(qū)域中進(jìn)行圖像的累計(jì)或減法處理，在顯示部IO顯示。
接著，使用圖3A、圖3B，講述工序2的計(jì)測區(qū)域的設(shè)定手法。在本 發(fā)明中，在超聲波圖像21中，設(shè)置多個計(jì)測區(qū)域24，在各計(jì)測區(qū)域中，采 用相互相關(guān)運(yùn)算或最小平方法，從下一個幀中，抽出能夠取得最佳整合的 區(qū)域。將在一個個計(jì)測區(qū)域內(nèi)的活動，看作不伴隨變形的剛體運(yùn)動，組合 在各計(jì)測區(qū)域中求出的各個活動，計(jì)測著眼對象整體的變形。
作為計(jì)測使用的信號成分，可以考慮著眼對象的輪廓及組織間的交界 等輪廓成分和由分散在著眼對象的內(nèi)外部的組織中的微小散亂體造成的散 亂的超聲波互相干涉后形成的斑點(diǎn)成分。在本發(fā)明中，對這兩者不加區(qū)別，
在整個圖像中設(shè)定計(jì)測區(qū)域，計(jì)算移動量。使用斑點(diǎn)成分后，可以計(jì)測不 能獲得組織的輪廓之類有特征的亮度信息的區(qū)域的體動。計(jì)測區(qū)域的大小，
隨著區(qū)域內(nèi)的結(jié)構(gòu)而變。在圖3A、圖3B中，作為例子，示出肝臟組織22、 肝臟組織內(nèi)的血管結(jié)構(gòu)23。由于沒有特征性的結(jié)構(gòu)物的部分，是用斑點(diǎn)成 分構(gòu)成的，所以將計(jì)測區(qū)域設(shè)定成具有斑點(diǎn)成分的大約2倍左右的大小。 典型的例子是在探頭的口徑約40mm、頻率lOMHz、 F編號1的條件下， 方位方向?yàn)?.5mm、深度方向?yàn)閘mm左右。在有血管結(jié)構(gòu)的部位，設(shè)定具 有完全包含該結(jié)構(gòu)的左右的大小的區(qū)域。
再接著，講述工序3的計(jì)測體動的手法。圖4表示出在各計(jì)測區(qū)域中 旨在計(jì)測體動的流程圖。首先，取得成為基礎(chǔ)的超聲波圖像幀(N)(工序 11)，在該圖像上，設(shè)定任意個數(shù)的計(jì)測區(qū)域(工序12)。接著，取得在時 間上連續(xù)的下一個幀(M=N+1)(工序13)。采用相互相關(guān)運(yùn)算或最小平 方法，抽出幀M上能夠和幀N上設(shè)定的計(jì)測區(qū)域取得最佳整合的區(qū)域，作 為體動，計(jì)測其位置偏移(工序14)。接著，返回工序13，取得再下一個 幀(M=N+2)(工序13)。使用幀N和幀M (M=N+2)，采用和前面相同 的手法，進(jìn)行體動計(jì)測。反復(fù)進(jìn)行工序13和工序14，計(jì)測從幀N到所需 的幀枚數(shù)為止的著眼對象的體動。
在體動計(jì)測中，使用相互相關(guān)運(yùn)算或最小平方法。但是最佳的手法， 隨著進(jìn)行體動計(jì)測的信號成分的不同而不同。 一般來說，相互相關(guān)運(yùn)算的 計(jì)測靈敏度，高于最小平方法。因此，在進(jìn)行體動計(jì)測的幀間，著眼的信 號成分變化較大時，不能夠正確計(jì)測。例如使用超聲波造影劑時，由于造 影劑在計(jì)測區(qū)域內(nèi)活動激烈，信號成分變化較大，所以宜于采用不被細(xì)小 的信號成分的變化左右的最小平方法。這里，用以下的公式講述。為使說 明簡潔，假定采用一維模式，使進(jìn)行體動計(jì)測的兩個圖像分別為fi (x)、 f2 (x)，用以下的公式表示。 (公式1)<formula>formula see original document page 11</formula> (公式2)
接著，假設(shè)將采用最小平方法的計(jì)算作為C2 ( a )，則成為以下公式所不。
對于d (a )禾[]C2 (a )的每一個，取d —cio的極限后，d (a ) 的第一項(xiàng)穩(wěn)定后成為最大值，但是第二項(xiàng)未必成為最大值。另一方面，對 于C2(a)，取ci —a。的極限后，除了第三項(xiàng) 第五項(xiàng)外，收斂于0，第 三項(xiàng) 第五項(xiàng)與a無關(guān)，穩(wěn)定，所以作為C2 (a)的值，成為最小值。就 是說，這意味著造影劑信號對于f (x)而言，同等或較大時，采用最小平 方法進(jìn)行的體動計(jì)測，能夠?qū)崿F(xiàn)高精度。
設(shè)置與進(jìn)行體動計(jì)測的攝象面(第1攝象面)正交的第2超聲波探頭 后，可以進(jìn)行更正確的體動計(jì)測及圖像累計(jì)(減法)處理。在所述第1攝 象面內(nèi)進(jìn)行體動計(jì)測時，如果著眼對象主要在與第1攝象面正交的第2攝 象面內(nèi)活動，那么著眼的信號成分的亮度變化就大，所述第1攝象面中的 計(jì)測精度就要下降。該計(jì)測精度，與所述第1攝象面的切片(slice)方向?qū)?度息息相關(guān)。如圖10所示， 一維陣列超聲波探頭60照射的超聲波束61， 具有與超聲波探頭的口徑寬度、波長、深度息息相關(guān)的空間上的廣度。在 這里，將切片方向的波束廣度，稱作"切片方寬度"。利用該切片方寬度， 即使著眼對象在一定范圍內(nèi)向切片方向活動，計(jì)測也能獲得足夠的靈敏度， 可以進(jìn)行所述第1攝象面中的體動計(jì)測。根據(jù)使用模擬機(jī)體的人體模型進(jìn) 行的實(shí)驗(yàn)，在進(jìn)行體動計(jì)測的圖像之間的第2攝象面內(nèi)的移動量，如果大 約是第1攝象面的切片方向?qū)挾鹊?0%左右，那么第1攝象面中的體動計(jì) 測的精度，就可能是進(jìn)行體動計(jì)測的面的像素尺寸(10 100um)的程度。 作為代表性的例子，在探頭的短軸口徑為10mm、頻率lOMHz、 F編號1 的條件下，成為0.4mm。另外，如果在檢查前，觀察著眼對象的活動，將 超聲波探頭固定在向切片方向的活動成為切片方向?qū)挾鹊?0%左右的位置 上，就不需要特別設(shè)定第2攝象面。
接著，講述工序4的累計(jì)或減法處理。在抽出著眼對象的隨時變化之 際，根據(jù)抽出的信息，決定對圖像進(jìn)行累計(jì)處理，還是進(jìn)行減法處理，或 者進(jìn)行累計(jì)處理和減法處理兩者的組合。下面，講述幾個例子。
作為累計(jì)圖像有效的一個例子，有使用超聲波造影劑的血管抽出技術(shù)。 超聲波造影劑，是直徑為數(shù)tim左右的微小的氣泡。這樣，造影劑就斷續(xù) 進(jìn)入具有和超聲波造影劑同等程度的直徑的微細(xì)血管中。圖5的31a、 31b、 31c，是在時間上連續(xù)取得的超聲波圖像。在各圖像上，表示出實(shí)際上未被 圖像化的血管構(gòu)造32和沿著所述血管構(gòu)造迸入的造影劑33。各圖像中的血 管構(gòu)造32的空間上的位置關(guān)系，因?yàn)橹蹖ο蟮捏w動而互相錯開。通過修
正該體動、累計(jì)超聲波圖像31a、 31b、 31c，可以抽出超聲波造影劑33的 通過路線，構(gòu)成能夠判斷血管構(gòu)造的累計(jì)圖像。該累計(jì)處理雖然可以使用B 模式圖像，但是強(qiáng)調(diào)造影劑信號的對比模式特別有效。進(jìn)而，利用朝著切 片方向的體動，還可以獲得描繪血管的立體構(gòu)造的效果。由于在朝著切片 方向的體動的作用小，攝象面變化，所以在取得的圖像數(shù)據(jù)中，包含著眼 對象的三維信息。對這些圖像進(jìn)行累計(jì)處理后，可以獲得朝著切片方向具 有寬度的透視圖像，血管的立體構(gòu)造被圖像化。特別是拍攝在切片方向上 蠕動的血管時，雖然在圖像上作為虛線描繪，但是進(jìn)行圖像累計(jì)處理后， 利用上述的透視圖像的效果，能夠在圖像上描繪作為血管的線結(jié)構(gòu)。
另外，除去著眼對象的血管構(gòu)造以外的信號成分(組織成分)后，可 以描繪出更鮮明的血管構(gòu)造。除去組織成分的方法，可以考慮多種。第一 方法，是在累計(jì)圖像的過程中， 一邊取得圖像， 一邊依次構(gòu)成由數(shù)枚或數(shù) 十枚構(gòu)成的單元，在各單元中除去背景的方法。這里，使用圖6，講述構(gòu)成 單元的圖像枚數(shù)為4枚時的例子。將取得圖像的順序，作為41a、 41b、 41c、 41d。在各圖像中，包含不隨著時間變化的結(jié)構(gòu)成分44。接著，將最初取得 的圖像41a作為背景圖像。在這里，將單元的中最初取得的圖像41a作為背 景圖像，但也可以選擇41b、 41c、 41d中的某一個。再接著，累計(jì)構(gòu)成單 元的圖像41a、 41b、 41c、 41d，構(gòu)成累計(jì)圖像42，從背景圖像41a中，只 減去構(gòu)成單元的枚數(shù)。
其結(jié)果，能夠構(gòu)成只抽出隨時變化的造影劑信號的圖像43。第二方法， 是著眼于構(gòu)成圖像的一個象素的方法。在與血管構(gòu)造對應(yīng)的一個象素中， 在造影劑通過的前后，產(chǎn)生較大的亮度的高低差。另一方面，因?yàn)榻M織成 分幾乎不隨時變化，所以沒有上述那種亮度的高低差。利用該性質(zhì)，能夠 除去組織成分。和第一方法同樣，構(gòu)成由多枚圖像構(gòu)成的單元。接著，在 同一個部位的象素中，依次比較取得的單元內(nèi)的圖像，描繪出用各象素中 的最大值及最小值構(gòu)成的圖像。最大值圖像，與造影劑信號對應(yīng)；最小值 圖像，則與組織成分對應(yīng)。這樣，從所述最大值圖像減去所述最小值圖像， 能夠除去組織成分。
用B模式圖像進(jìn)行同樣的累計(jì)處理后，與不進(jìn)行累計(jì)處理的圖像相比， 能夠取得對比分辨度高的圖像。其原理主要有兩個。 一個是降低電氣噪聲。 在為了構(gòu)成B模式圖像而接收的信號中，除了組織回波之類能夠穩(wěn)定地獲 得的信號外，還包含隨機(jī)發(fā)生的電氣噪聲。進(jìn)行了體動修正的累計(jì)處理， 強(qiáng)調(diào)從特定的場所穩(wěn)定地接收的信號，所以提高了圖像的動態(tài)范圍。因此， 與場所無關(guān)地隨機(jī)發(fā)生的信號，在圖像上成為低亮度，提高了對比分辨度。 另外，著眼對象是血管時，在除去來自在血管內(nèi)流動的反射源的隨機(jī)信號 的同時，還用高對比度描繪穩(wěn)定存在的構(gòu)造物。因此，在診斷血栓等導(dǎo)致 的血管堵塞部位的用途上，也有效。另一個是切片方向中的緊湊效果。該 效果是在講述使用超聲波造影劑描繪出血管的技術(shù)中說過的朝著切片方向 的體動導(dǎo)致的結(jié)果。在朝著切片方向的體動的作用下，實(shí)際上朝著切片方 向迸行多級的超聲波照射，能夠獲得強(qiáng)調(diào)組織輪廓及除去斑點(diǎn)成分的效果。
在以上講述的圖像累計(jì)技術(shù)中，切片方向的體動，不是使累計(jì)的圖像 面內(nèi)的計(jì)測體動靈敏度下降的要素，帶來構(gòu)思圖效果及緊湊效果等有效的 作用。為了充分利用該效果，需要朝著切片方向擴(kuò)大超聲波的發(fā)送波束， 或者使攝象面機(jī)械性地或電子性地活動。由于前者不僅使旨在累計(jì)的各個 的圖像的空間分辨率劣化，而且能夠成為計(jì)測體動的靈敏度下降的原因， 所以后者的實(shí)用的手法。圖ll表示出為了使攝象面朝著切片方向電子性地 傾斜的二維陣列超聲波探頭70的例子。各攝象面71，在超聲波探頭具備的 影響透鏡的作用下，切片方向的波束被聚焦。由于朝著切片方向的攝象面 的傾斜是數(shù)mm左右，所以切片方向的頻道數(shù)，可以比方位方向少。這時， 需要進(jìn)行考慮影響透鏡的影響的相位滯后處理。切片方向的頻道數(shù)具備可 以獲得和影響透鏡同等程度的效果時，不需要影響透鏡。這樣，在朝著切 片方向的體動較少的對象中，也能夠獲得透視圖像的效果及緊湊效果。
接著，作為對圖像進(jìn)行減法運(yùn)算的例子，有腫瘤的形狀及低侵襲治療 的組織變性等的形狀變化的圖像化。使用圖7A、 7B進(jìn)行講述。從取得圖像 到對圖像進(jìn)行減法處理的工序，如圖2所示，和上述使用超聲波造影劑描
繪血管構(gòu)造的情況同樣。按照時間系列順序，將體動計(jì)測以后的圖像，作
為圖7A的51a、 51b、 51c。著眼的組織，在各圖像上作為52a、 52b、 52c 表示。對各圖像進(jìn)行減法處理后，能夠?qū)⒃趫D像之間產(chǎn)生的組織的形狀變 化的圖像化(圖7B，減法處理圖像53)。進(jìn)而，用顏色的濃淡法表示該變 化(圖7A，濃淡法處理圖像54)后，能夠作為正確而且具有客觀性的圖像 進(jìn)行顯示。另外，還考慮了象等高線那樣表示表示形狀變化、用向量90表 示變化的過程的顯示方式。這樣，不僅能夠顯示整體性的大小，而且還能 夠顯示局部的形狀變化的過程。
如圖1的方框圖所示，體動計(jì)測及圖像的累計(jì)(減法)處理，使用RF 數(shù)據(jù)，但除此以外，也可以如圖8所示，使用來自掃描變換器9的圖像數(shù) 據(jù)，進(jìn)行體動計(jì)測及圖像的累計(jì)(減法)處理。另外，還可以如圖9所示， 體動計(jì)測使用RF數(shù)據(jù)，累計(jì)(減法)處理，使用來自掃描變換器9的圖像 數(shù)據(jù)。
本發(fā)明在脈沖倒相模式中也能夠使用。所謂"脈沖倒相模式"，如在背 景技術(shù)中所講述的那樣，是一種連續(xù)照射和基本波反相位的波，將雙方的 反射波相加后，以高S/N比取得高頻成分的手段。進(jìn)行加法處理后，基本 波成分消失，高頻成分成為2倍。反之，進(jìn)行減法處理后，只剩下基本波 成分，高頻成分消失。這樣，經(jīng)過上述的加法處理后，能夠構(gòu)成強(qiáng)調(diào)高頻 成分——造影劑信號的圖像(造影劑圖像)；反之，進(jìn)行減法處理后，能夠 獲得除去了高頻成分的只有組織成分的圖像(組織圖像)。因此，利用信號 的變化緩慢的組織圖像進(jìn)行體動計(jì)測，利用造影劑圖像進(jìn)行累計(jì)(減法) 處理后，能夠?qū)崿F(xiàn)經(jīng)過高精度的體動修正后的圖像累計(jì)，能夠顯示抽出血 管構(gòu)造的圖像。
另外，還可以采用使用通過濾波處理除去了電氣噪聲及造影劑信號等 高頻成分的圖像，進(jìn)行體動計(jì)測，累計(jì)(減法)處理使用不進(jìn)行濾波處理 的圖像進(jìn)行的手法。例如在圖12的方框圖中，由掃描變換器9將圖像數(shù)據(jù) 發(fā)送給高頻成分除去部80及圖像累計(jì)(減法)部13?；蛘呷鐖D13的方框
圖所示，將RF數(shù)據(jù)發(fā)送給高頻成分除去部80，進(jìn)行體動計(jì)測。然后，根 據(jù)體動計(jì)測的結(jié)果的圖像累計(jì)(減法處理)，使用來自掃描變換器9的圖像
的手法。
下面，講述本發(fā)明的實(shí)施方式。圖像顯示需要的時間，主要由兩個要
素決定 一個是取得累計(jì)的圖像的時間，另一個是累計(jì)處理需要的時間。
關(guān)于取得圖像的時間，由取得的枚數(shù)和設(shè)定的幀速率決定，需要2 3秒。
因此，最初顯示的累計(jì)圖像，是數(shù)秒前的圖像。關(guān)于接著顯示的累計(jì)圖像， 每當(dāng)取得一幀時，從已經(jīng)取得的圖像數(shù)據(jù)中，讀出除了最初的幀以外的圖 像，在取得的圖像的基礎(chǔ)上，進(jìn)行累計(jì)處理后，可以實(shí)時地顯示圖像。因
此，可以是醫(yī)生用B模式顯示著眼對象，在所需的位置使探頭緩慢移動， 從而自動進(jìn)行累計(jì)處理的形態(tài)。
以上講述了實(shí)施方式，但是本發(fā)明并不局限于此，在本發(fā)明的宗旨和 添附的《權(quán)利要求書》的范圍內(nèi)，能夠進(jìn)行各種變更及修正。這對本領(lǐng)域 技術(shù)人員來說，是不言而喻的。
權(quán)利要求
1、一種圖像診斷裝置，其特征在于，具有計(jì)測區(qū)域設(shè)定部，該計(jì)測區(qū)域設(shè)定部在圖像面內(nèi)設(shè)定多個計(jì)測區(qū)域，用于著眼對象的體動計(jì)測；體動計(jì)測部，該體動計(jì)測部檢出由所述計(jì)測區(qū)域設(shè)定部所設(shè)定的計(jì)測區(qū)域內(nèi)的活動及變形量；圖像累計(jì)·減法部，該圖像累計(jì)·減法部根據(jù)由所述體動計(jì)測部計(jì)測的體動，對多個圖像進(jìn)行累計(jì)或減法處理；以及圖像顯示部，該圖像顯示部顯示用所述圖像累計(jì)·減法部處理后的圖像。
2、 如權(quán)利要求l所述的圖像診斷裝置，其特征在于所述醫(yī)用圖像， 使用旨在向著眼對象發(fā)送超聲波且取得來自所述著眼對象的反射信號的 超聲波探頭、和由所述超聲波探頭取得的反射信號，構(gòu)成二維超聲波圖像。
3、 如權(quán)利要求2所述的圖像診斷裝置，其特征在于在有血管及組 織輪廓等特征性結(jié)構(gòu)時，進(jìn)行包含所述結(jié)構(gòu)的計(jì)測區(qū)域設(shè)定，在由斑點(diǎn)成分構(gòu)成的區(qū)域，進(jìn)行所述斑點(diǎn)成分的大約2倍左右的計(jì)測區(qū)域設(shè)定，根據(jù)設(shè)定計(jì)測區(qū)域的部位，設(shè)定最佳的計(jì)測區(qū)域。
4、 如權(quán)利要求3所述的圖像診斷裝置，其特征在于所述超聲波探頭，是多個壓電元件分別按一維或二維的陣列狀排列的超聲波探頭。
5、 如權(quán)利要求2所述的圖像診斷裝置，其特征在于用二維陣列探 頭取得與進(jìn)行體動計(jì)測的第1攝象面正交的第2攝象面，使第1攝象面伴 隨著第2攝象面內(nèi)的著眼對象的活動而移動，穩(wěn)定地取得同一攝象面。
6、 如權(quán)利要求2所述的圖像診斷裝置，其特征在于在通過連續(xù)照射基本波和反相位的波并將雙方的反射波相加后，以高S/N比取得高頻成分的脈沖倒相模式中，通過減去所述反射波而獲得的基本波成分來進(jìn)行體 動計(jì)測，使用高頻成分進(jìn)行圖像累計(jì)或減法處理，構(gòu)成顯示圖像。
7、 如權(quán)利要求1所述的圖像診斷裝置，其特征在于所述計(jì)測區(qū)域設(shè)定部，按照著眼對象的構(gòu)造，進(jìn)行區(qū)域設(shè)定。
8、 如權(quán)利要求1所述的圖像診斷裝置，其特征在于所述圖像累計(jì)*減 法部，對于在時間上連續(xù)取得的所述多個圖像，根據(jù)所述體動進(jìn)行累計(jì)。
9、 如權(quán)利要求1所述的圖像診斷裝置，其特征在于所述圖像累計(jì)*減 法部，對于所述多個圖像，構(gòu)成至少由一部分所述圖像構(gòu)成的至少一個單 元，累計(jì)所述單元的累計(jì)圖像，將一個所述圖像按照所述單元的圖像數(shù)而 累計(jì)后獲得的累計(jì)后的背景圖像進(jìn)行累計(jì)，從所述累計(jì)圖像中，減去所述 累計(jì)后的背景圖像。
10、 如權(quán)利要求1所述的圖像診斷裝置，其特征在于:所述圖像累計(jì)喊 法部，對于所述多個圖像，構(gòu)成至少由一部分所述圖像構(gòu)成的至少一個單 元，在所述單元內(nèi)，編制由關(guān)于所述圖像的象素的每一個的亮度最大值構(gòu) 成的第1圖像和亮度最小值構(gòu)成的第2圖像，根據(jù)所述第1圖像，計(jì)算所 述第2圖像。
全文摘要
一種圖像診斷裝置，其特征在于，具有超聲波探頭(2)，該超聲波探頭(2)由向著眼對象(1)發(fā)送超聲波、取得來自所述著眼對象的反射信號的壓電元件陣列狀地排列；體動計(jì)測部體(12)，該體動計(jì)測部(12)使用所述超聲波探頭取得的反射信號，構(gòu)成二維超聲波圖像，在該圖像面內(nèi)，設(shè)定多個進(jìn)行所述著眼對象的體動計(jì)測使用的計(jì)測區(qū)域，計(jì)測所述計(jì)測區(qū)域內(nèi)的體動及變形量；圖像累計(jì)(減法)部，該圖像累計(jì)(減法)部使用所述體動計(jì)測部計(jì)測的體動，對圖像進(jìn)行累計(jì)或減法處理；將隨時變化的信息圖像化后實(shí)時顯示。
文檔編號A61B8/08GK101179998SQ20068001758
公開日2008年5月14日 申請日期2006年5月18日 優(yōu)先權(quán)日2005年5月20日
發(fā)明者隆 東, 佐佐木一昭, 吉川秀樹, 川畑健一, 梅村晉一郎 申請人:株式會社日立醫(yī)藥