專利名稱：超聲波成像裝置的制作方法
技術領域：
本發(fā)明涉及在圖像診斷或非破壞檢查等所用的超聲波成像中能夠自動地優(yōu)化聲速的超聲波成像裝置以及超聲波速度優(yōu)化方法。
背景技術：
作為利用超聲波來進行成像的超聲波成像裝置，有用于以非破壞方式對構造物內(nèi)部的異常進行檢查的超聲波檢查裝置、及對被檢體(患者)發(fā)送超聲波，并基于其反射波而取得有關診斷部位的斷層像的超聲波診斷裝置等。例如，超聲波診斷裝置通過僅從體表放上超聲波探頭的簡單操作就能夠實時顯示地獲得心臟的搏動及胎兒的活動情況、且由于安全性高而可反復進行檢查。除此以外，系統(tǒng)的規(guī)模也比X射線、CT、MRI等診斷設備小，即便是向床側面進行移動的檢查也可容易地進行等可以稱為簡便的診斷辦法。此超聲波診斷中所用的超聲波診斷裝置根據(jù)其具備的功能的種類而形形色色不同，但小型的已開發(fā)出來可單手挪動程度的裝置，超聲波診斷在產(chǎn)科及在戶醫(yī)療等中也能夠使用，而不會如X射線等那樣有被放射性照射的影響。
在這種超聲波診斷裝置所代表的超聲波成像裝置中，為了提高圖像的方位分辨率而采用使發(fā)送以及接收波束收斂的方法。特別是在電子掃描型的排列振子中，采用基于各信道的收發(fā)信號的延遲時間控制的電子聚焦法。此電子聚焦法的問題點是在從聚焦點遠離的地方(深度)存在波束擴散，方位分辨率低下之類的問題。
因此，在以往的超聲波成像裝置中采用被稱為動態(tài)聚焦法的辦法。這就是在接收時進行隨著時間聚焦點連續(xù)地在深度方向上移動這樣的延遲時間控制。通過這一辦法就能夠不斷地取得來自被聚焦的區(qū)域的接收超聲波波束。
圖13是表示超聲波探頭的各超聲波振子與被檢體內(nèi)的焦點P的位置關系的圖。如該圖所示那樣，在設焦點P的深度方向的坐標為X，自超聲波振子Ti的超聲波探頭的口徑中心(原點O)的有關陣列方向的坐標為Yi的情況下，在焦點P所產(chǎn)生的反射聲波的波面到達口徑中心起到達超聲波振子Ti為止的延遲時間Λ ti通過下一公式而求出。
八^=[(父2+丫12)1/2-父]/(:(其中，(:為聲速)
在這種計算中，當計算所用的聲速與實際的被檢體內(nèi)的傳播聲速相同時，如圖 14(a)所示那樣，能夠使所希望的位置Fn-1、Fn、Fn+1與波束聚焦點相吻合，能夠取得分辨率聞的超聲波圖像。
但是，在以往的超聲波診斷裝置中，不管映像化對象斷面的位置及傳播介質的成分如何，都使用預先設定的代表該斷面的速度(代表速度)V，來計算延遲時間Ati進行設定。從而，實際的被檢體內(nèi)中的傳播聲速就未必與這一代表速度V—致。例如，在計算所用的代表聲速比實際的被檢體內(nèi)的傳播聲速 慢的情況下，如圖14(b)所示那樣，波束聚焦點就比所希望的位置Fn-1、Fn、Fn+Ι還要位于跟前，與圖14(a)的情況相比分辨率變低。
另外，近些年，還有在肌肉中C=1560cm/s、在脂肪中C=1480cm/s之類的報告，另外，還存在基于被檢體產(chǎn)生的個體差。這一代表聲速V與實傳播聲速C的偏差，將招致設想的聚焦點的位置與實際的聚焦點的位置的不一致，而成為使圖像劣化發(fā)生的原因。
另一方面，在以往的超聲波診斷裝置中，作為用于解決設想的聚焦點的位置與實際的聚焦點的位置的不一致的辦法，有反射法、基于互相關法的相位校正等技術。但是，這些技術需要結石及邊界壁之類的反射體的存在，另外，還有該反射體必須以點存在之類的制約等。從而，即便采用這些技術，也無法取得在整體上良好的圖像。發(fā)明內(nèi)容
本發(fā)明就是鑒于上述情況而完成的，其目的在于提供一種超聲波成像裝置、以及超聲波速度優(yōu)化方法，能夠通過對超聲波成像的延遲時間計算所用的聲速進行優(yōu)化，而與以往相比取得高分辨率的超聲波圖像。
根據(jù)本發(fā)明的技術方案之一，其提供一種超聲波成像裝置，其特征在于包括:存儲單元，存儲多個超聲波數(shù)據(jù)，對被檢體的映像化對象斷面，利用基于各自不同的聲速的接收延遲加法處理取得所述多個超聲波數(shù)據(jù)；對比度值取得單元，將上述各超聲波數(shù)據(jù)分割為多個小區(qū)域，并取得對每個該小區(qū)域不同的每個聲速的對比度值；以及判定單元，利用對每個上述小區(qū)域不同的每個聲速的對比度值，來判定對上述映像化對象斷面進行超聲波掃描時的最佳聲速。
根據(jù)本發(fā)明的另一技術方案，其提供一種超聲波聲速優(yōu)化方法，包括:將對被檢體的映像化對象斷面，利用基于各自不同的聲速的接收延遲加法處理所取得的多個超聲波數(shù)據(jù)分割成多個小區(qū)域；取得對每個上述小區(qū)域不同的每個聲速的對比度值；以及利用對每個上述小區(qū)域不同的每個聲速的對比度值，來判定對上述映像化對象斷面進行超聲波掃描時的最佳聲速。


圖1是表示本實施方式所涉及的超聲波診斷裝置I的塊結構圖。
圖2是表示分辨率優(yōu)化單元17之結構的一個例子的框圖。
圖3是表示按照分辨率優(yōu)化功能的處理(分辨率優(yōu)化處理)的流程的流程圖。
圖4是表示被分割成mXn個小區(qū)域的映像化對象斷面。
圖5是表示每個映像化對象斷面內(nèi)的每個小區(qū)域的對比度值之分布的對比度值分布映像的一個例子。
圖6是表示用于說明對各小區(qū)域，對比度 值為最大的聲速的判定處理的一個例子的圖。
圖7是表示通過分辨率優(yōu)化處理所得到的每個小區(qū)域的最佳聲速映像的一個例子的圖。
圖8是表示通過分辨率優(yōu)化處理所得到的每個深度的最佳聲速映像的一個例子的圖。
圖9是表示通過分辨率優(yōu)化處理所得到的映像化對象斷面的最佳聲速映像的一個例子的圖。
圖10是表示利用分辨率優(yōu)化功能進行正式掃描時的各處理之流程的流程圖。
圖11是表示彩色聲速映像的顯示形態(tài)的一個例子的圖。
圖12(a)例示通過以往的辦法所得到的超聲波圖像。圖12(b)例示通過本分辨率優(yōu)化處理，對接收延遲時間的計算所用的設定聲速與實際的活體內(nèi)聲速的偏差進行修正而取得的超聲波圖像。
圖13是表示用于說明接收延遲時間的計算辦法的圖。
圖14是表示用于說明因聲速的差異而造成的聚焦線的偏差的圖。
具體實施方式
以下，按照附圖來說明本發(fā)明的實施方式。此外，在以下的說明中，對于具有大致同樣的功能以及構成的構成要素附加同一標記，僅在必要的情況下進行重復說明。另外，在本實施方式中就將本發(fā)明的技術思想適用于作為超聲波成像裝置之一的超聲波診斷裝置時的例子進行說明。但是，本發(fā)明的技術思想并不拘泥于此，例如對于非破壞檢查等所用的超聲波檢查裝置也可以適用。
圖1表示本實施方式所涉及的超聲波診斷裝置I的塊構成圖。如該圖所示那樣， 本超聲波診斷裝置I具備:裝置本體2和超聲波探頭3，裝置本體2具備:超聲波發(fā)送·單元11、超聲波接收單元13、B模式處理單元15、分辨率優(yōu)化單元17、圖像生成單元23、圖像合成單元25、監(jiān)視器27、控制處理器(CPU) 29、接口單元31、輸入單元33、以及存儲單元35。
超聲波探頭3具有基于來自裝置本體2的驅動信號發(fā)生超聲波，并將來自被檢體的反射波變換成電信號的多個壓電振子；設置在該壓電振子中的匹配層；防止超聲波從該壓電振子向后方進行傳播的密封材料等。若超聲波從該超聲波探頭3被發(fā)送給被檢體P，該發(fā)送超聲波就在體內(nèi)組織的聲阻抗的不連續(xù)面相繼進行反射，并作為回波信號被超聲波探頭3所接收。此回波信號的振幅依賴于進行反射的不連續(xù)面上的聲阻抗的差。另外，被發(fā)送的超聲波脈沖在移動著的血流及心臟壁等表面進行了反射時的回波，根據(jù)多普勒效應而依賴移動體的超聲波發(fā)送方向的速度分量，受到頻率偏移。
此外，本超聲波探頭3還可以是可以對被檢體的三維區(qū)域進行超聲波掃描的探頭。在這種情況下，超聲波探頭3具有使振子沿著其排列方向的正交方向以機械方式進行搖動，對三維區(qū)域進行超聲波掃描的構成、或者使用以二維方式排列的二維振動元件通過電氣控制對三維區(qū)域進行超聲波掃描的構成等。在采用前者構成的情況下，由于被檢體的三維掃描通過上述搖動電路來進行，所以檢查者僅使探頭本體接觸到被檢體，就能夠自動地取得多個二維斷層像。根據(jù)被控制的搖動速度還能夠探測斷面間的準確距離。另外，在采用后者構成的情況下，在原理上就能夠以與以往的取得二維斷層像相同的時間，對三維區(qū)域進行超聲波掃描。
超聲波發(fā)送單元11具有:未圖示的觸發(fā)發(fā)生電路、延遲電路以及脈沖發(fā)生器電路等。在脈沖發(fā)生器電路中，以規(guī)定的速率頻率frHz(周期；Ι/fr秒)反復發(fā)生用于形成發(fā)送超聲波的速率脈沖。另外，在延遲電路中，對每個信道使超聲波呈波束狀進行聚焦且決定發(fā)送方向性所需要的延遲時間被賦予給各速率脈沖。觸發(fā)發(fā)生電路以基于此速率脈沖的定時對探頭3施加驅動脈沖。
超聲波接收單元13具有:未圖示的放大器電路、A/D變換器、加法器等。在放大器電路中，對每個信道放大經(jīng)由超聲波探頭3而取入的回波信號。通過A/D變換器，對經(jīng)過放大的回波信號賦予決定接收方向性所需要的延遲時間，之后在加法器中進行加法處理。通過此加法，來自與回波信號的接收方向性相應的方向的反射分量得以強調，并通過接收方向性和發(fā)送方向性而形成超聲波收發(fā)的綜合波束。
B模式處理單元15從接收單元13接到回波信號，實施對數(shù)放大、包絡線檢波處理等，并生成信號強度用亮度的明暗度來表達的數(shù)據(jù)。此數(shù)據(jù)被發(fā)送給圖像生成單元23，并作為將反射波的強度用亮度進行了表示的B模式圖像而顯示在監(jiān)視器27上。
多普勒處理單元16由從接收單元13接收到的回波信號對速度信息進行頻率解析，抽取出基于多普勒效應的血流及組織、造影劑回波分量，并對多點求解平均速度、離散、 能量等血流信息。
分辨率優(yōu)化單元17依照控制處理器29的控制，執(zhí)行按照后述的分辨率優(yōu)化功能的處理(分辨率優(yōu)化處理)。
圖2是表示分辨率優(yōu)化單元17之構成例的框圖。如該圖所示那樣，分辨率優(yōu)化單元17具有對比度評價單元170、運算存儲器172、和最佳聲速計算單元174。
對比度評價單元170利用規(guī)定的區(qū)域內(nèi)的各位置的振幅值(或者各像素的亮度值)，進行與該區(qū)域有關的對比度的評價、對比度值分布映像的生成等。
運算存儲器172存儲在對比度評價單元170中所取得的對比度值分布映像等、在最佳聲速計算單元174中所取得的最佳聲速映像等。
最佳聲速計算單元174基于在對比度評價單元170中所取得的對比度值分布，進行每個規(guī)定的區(qū)域、每個深度、每個映像對象斷面等的最佳速度的計算、最佳聲速映像的生成等。
圖像生成單元23基于從B模式處理單元15、多普勒處理單元16接收到的各種數(shù)據(jù)，生成作為顯示圖像的超聲波診斷圖像。此外，有時稱進入該圖像生成單元23以前的數(shù)據(jù)為“原始數(shù)據(jù)”。
圖像合成單元25將從圖像生成單元23接收到的圖像與各種各樣參數(shù)的文字信息及刻度等一起進行合成，并作為視頻信號輸出到監(jiān)視器27。
監(jiān)視器27基于來自圖像合成單元25的視頻信號，以規(guī)定的形態(tài)顯示活體內(nèi)的形態(tài)學信息(B模式圖像)、血流信息(平均速度圖像、離散圖像、能量圖像等)、在后述的分辨率優(yōu)化處理中得到的各種映像圖像等。
控制處理器29具有作為信息處理裝置(計算機)的功能，對本超聲波診斷裝置整體的動作進行控制?？刂铺幚砥?9從存儲單元35讀出用于實現(xiàn)分辨率優(yōu)化功能的專用程序、規(guī)定的掃描時序、用于執(zhí)行圖像生成/顯示等的控制程序并在 自身具有的存儲器上進行展開，執(zhí)行與各種處理有關的運算/控制等。
接口單元31是與輸入單元33、網(wǎng)絡、新的外部存儲裝置(未圖示)有關的接口。 由該裝置所得到的超聲波圖像等數(shù)據(jù)及解析結果等，可以通過接口單元31經(jīng)由網(wǎng)絡傳送給其它裝置。
輸入單元33具有用于將來自操作者的各種指示、條件、關心區(qū)域(ROI)的設定指示、各種各樣的圖像質量條件設定指示等取入該超聲波診斷裝置I的各種開關、按鈕、跟蹤球、鼠標、鍵盤等。例如，若操作者操作輸入單元33的結束按鈕或FREEZE按鈕，則超聲波的收發(fā)結束，該超聲波診斷裝置成為暫時停止狀態(tài)。
另外，輸入單元33具有用于對分辨率優(yōu)化處理的開始指示、該處理中的初始設定聲速、最佳聲速的計算辦法等進行設定/變更的開關等。
存儲單元35是磁盤(軟(注冊商標)盤、硬盤等)、光盤(⑶-ROM、DVD等)、半導體存儲器等記錄介質、以及讀出這些介質中所記錄的信息的裝置。在該存儲單元35中保管著收發(fā)條件、規(guī)定的掃描時序、用于實現(xiàn)分辨率優(yōu)化功能的程序、用于執(zhí)行圖像生成、顯示處理的控制程序、診斷信息(患者ID、醫(yī)生的意見等)、診斷議定書、身體標記生成程序、各種信號數(shù)據(jù)及圖像數(shù)據(jù)、以及其他的數(shù)據(jù)組。存儲單元35內(nèi)的數(shù)據(jù)還可以經(jīng)由接口單元31 向外圍裝置進行傳送。
(分辨率優(yōu)化功能)
其次，就本超聲波診斷裝置I具有的分辨率優(yōu)化功能進行說明。此功能是判定與掃描斷面內(nèi)的每個位置的組織成分相應的最佳聲速，并利用此最佳聲速來計算來自掃描斷面內(nèi)的每個位置的接收波束的接收延遲時間。通過使用這樣利用最佳聲速所計算的接收延遲時間(最佳接收延遲時間)，執(zhí)行用于取得實際診斷所用的超聲波圖像的掃描(正式掃描)中的延遲加法(整相加法)處理，就能夠修正接收延遲時間的計算所用的聲速與實際的被檢體內(nèi)的傳播聲速的偏差，取得分辨率經(jīng)過優(yōu)化的超聲波圖像。
此外，在本實施方式中，為了具體地進行說明，對使用了圖像生成單元23中的處理后的圖像數(shù)據(jù)(即，經(jīng)由掃描轉換處理而得到的、表示斷面上的各位置的亮度值的數(shù)據(jù)) 的分辨率優(yōu)化功能進行說明。但是，并不拘泥于此，本分辨率優(yōu)化功能還可以是使用圖像生成單元23中的處理前的原始數(shù)據(jù)(S卩，掃描轉換處理前的數(shù)據(jù)即表示斷面上的各位置的振幅值的數(shù)據(jù))的構成。
圖3是表示按照分辨率優(yōu)化功能的處理(分辨率優(yōu)化處理)之流程的流程圖。在該圖中，首先，當通過操作輸入單元33的分辨率優(yōu)化開關等指示分辨率優(yōu)化處理的開始時，控制處理器29將聲速V設定成初始值(例如，V=1400m/s)(步驟S21)，并計算一幀(SP， 二維掃描面)內(nèi)的每個位置的延遲時間(步驟S22)。
其次，控制處理器29對映像化對象斷面進行二維掃描，并使用在步驟S22中計算出的延遲時間執(zhí)行延遲加法，取得與該映像化對象斷面有關的一幀或者數(shù)幀部分的原始數(shù)據(jù)或者圖像數(shù)據(jù)(步驟S23)。此外，在本實施方式中，為了具體地進行說明，在本步驟S23 中設一幀部分的圖像數(shù)據(jù)被取得。
其次，對比度評價單元170將與映像化對象斷面有關的圖像數(shù)據(jù)分割成例如圖4 所示那樣的mXn個小區(qū)域，并對每個小區(qū)域的對比度值進行評價(步驟S24)。在這里，在對比度值的評價法上并沒有限制。例如，還能夠計算各區(qū)域中存在的亮度值的離散值(在原始數(shù)據(jù)的情況下就是振幅值的離散值)、各區(qū)域中的亮度的最大值與最小值的差分值或梯度值(在原始數(shù)據(jù)的情況下就是振幅值的最大值與最小值的差分值)、微分值(一次微分值或者二次微分值)，并根據(jù)這些值直接地或者間接地進行評價。此外，在本實施方式中，為了具體地進行說明 ，設根據(jù)各區(qū)域中存在的亮度值的離散值或者微分值來評價各區(qū)域的對比度值。
其次，分辨率優(yōu)化單元17基于所得到的離散值，從構成映像化對象斷面的多個小區(qū)域之中抽取出不作為本分辨率優(yōu)化處理的對象的區(qū)域(步驟S25)。具體而言，判定在設下限為α、上限為β的規(guī)定的范圍內(nèi)是否存在離散值，在離散值為該規(guī)定的范圍外的情況下，設定為與該離散值對應的小區(qū)域內(nèi)的對比度值=0。
其次，對比度評價單元170例如圖5所示那樣，生成表示映像化對象斷面內(nèi)的每個小區(qū)域的對比度值Vmn分布的對比度值分布映像。運算存儲器172將所生成的對比度值分布映像與設定聲速信息對應起來進行保存(步驟S26)。
其次，控制處理器29判定現(xiàn)在的聲速V是否超過規(guī)定的上限值(例如、1600m/s) (步驟S27)，在現(xiàn)在的聲速V超過規(guī)定的上限值的情況下，使處理轉移至步驟S29。
另一方面，在現(xiàn)在的聲速V未超過規(guī)定的上限值的情況下，將在現(xiàn)在的聲速V上例如增加了 +20m/s的值作為新的聲速V進行設定，步驟S22 步驟S27的各處理同樣地進行反復(步驟S28)。由此，每個聲速(在目前的情況下為1400m/s 1600m/s范圍內(nèi)中的 20m/s間隔的每個聲速)的對比度值分布映像得以生成，并被保存在運算存儲器172中。
其次，最佳聲速判定單元174對各小區(qū)域判定對比度值為最大的聲速(步驟S29)。
圖6是用于說明對比度值為最大的聲速的判定處理的一個例子的圖。最佳聲速判定單元174對規(guī)定的小區(qū)域，例如該圖所示那樣描繪對比度值與聲速的關系。計算與所描繪的各點有關的回歸曲線，并基于該回歸曲線，判定對比度值為最大的聲速vmax。
其次，最佳聲速判定單元174利用設每個小區(qū)域的對比度值為最大的聲速vmax， 來計算最佳聲速V (步驟S30)。這一最佳聲速V的計算能夠采用各種各樣的辦法。以下，按照實施例就幾種辦法來進行說明。
[實施例1]
首先，對在步驟S26中沒有被設為對比度值=0的小區(qū)域，將對比度值為最大的聲速vmax設為該小區(qū)域的最佳聲速V。另外，對于被設為對比度值=0的小區(qū)域，通過使用預先設定的聲速、或者接近的多個小區(qū)域的最佳聲速進行插補，來計算最佳聲速V。這樣的計算結果，對于該斷面就是例如圖7所示那樣獲得每個小區(qū)域的最佳聲速映像。
[實施例2]
在實施例1中，表示對每個小區(qū)域計算最佳聲速并進行設定的例子。相對于此，在本實施例中，表示對每個深度計算最佳速度并進行設定的例子。
即，最佳聲速判定單元174在例如圖7所示的每個小區(qū)域的最佳聲速映像中，計算從超聲波照射面(或者被檢體表面)起屬于同樣深度的多個小區(qū)域的最佳聲速的平均值， 并將這一平均值作為屬于該深度的各小區(qū)域最佳聲速來設定。這樣的計算結果，對于該斷面就是例如圖8所示那樣獲得每個深度的最佳聲速映像。
[實施例3]
在本實施例中，表示對該 映像化對象斷面計算一個最佳速度并進行設定的例子。
S卩，最佳聲速判定單元174例如在圖7所示的每個小區(qū)域的最佳聲速映像、或者圖 8所示的每個深度的最佳聲速映像中，計算全部小區(qū)域的最佳聲速之平均值或者全部深度的最佳聲速之平均值，并將這一平均值作為與該映像化對象斷面有關的最佳聲速來設定。 這樣的計算結果，對于該斷面就是例如圖9所示那樣對該映像化對象斷面獲得一個最佳聲速映像。
以上所述的各種辦法能夠任意地進行選擇。另外，例如還可以通過規(guī)定的辦法來解析每個小區(qū)域的最佳聲速的分布狀況，并基于該結果自動地選擇某種辦法。
此外，聲速只與方位分辨率(水平方向的分辨率)具有相關性，若將沒有相關性的距離分辨率(時間方向的分辨率)包含于評價中，精度就有可能降低。從而，在評價對比度值的情況下，就水平方向(相對于掃描線垂直的方向)進行限定是優(yōu)選的例子。即，從用各自的深度進行了評價的每個小區(qū)域的對比度值求解與時間方向有關的平均值或者最大值， 并將其對每個小區(qū)域設為最佳速度。由此，就能夠實現(xiàn)高精度的分辨率的優(yōu)化。
(動作)
其次，就利用分辨率優(yōu)化功能進行正式掃描時的本超聲波診斷裝置I的動作進行說明。
圖10是表示利用分辨率優(yōu)化功能進行正式掃描時的各處理之流程的流程圖。如該圖所示那樣，首先，當經(jīng)由輸入單元33輸入患者信息、掃描條件等后(步驟SI)，控制處理器29對分辨率優(yōu)化開關的操作進行應答，并執(zhí)行已述的分辨率優(yōu)化處理(步驟S2)。
其次，圖像生成單元23利用通過分辨率優(yōu)化處理所得到的每個小區(qū)域的最佳聲速映像，生成彩色聲速映像(步驟S3)。
在這里，彩色聲速映像是指對構成映像化對象斷面的(在分辨率優(yōu)化處理中所用的)各小區(qū)域，依照最佳聲速之值分配規(guī)定的色彩，并通過該色彩分布來表示最佳聲速的分布。此外，聲速根據(jù)進行傳播的介質的成分而變化。從而，該彩色聲速映像可以說是能夠根據(jù)色彩來辨認映像化對象斷面的組織成分的分布。
此彩色聲速映像如圖11所示那樣，使實時地所取得的(或者、在分辨率優(yōu)化處理中所取得的)與映像化對象斷面有關的B模式像、以及表示最佳聲速與色彩的對應的彩色條一起顯示出來(步驟S4)。例如，操作者對彩色聲速映像進行觀察，當在同一映像上例如分散分布著各種各樣的色彩這樣的情況下，就能夠設定通過實施例1所涉及的辦法而獲得的最佳速度。另外，當在彩色聲速映像上色彩大體上依照深度而變化這樣的情況下，就能夠設定通過實施例2所涉及的辦法而獲得的最佳速度。進而，如果是在彩色聲速映像上同樣的色彩分布較多的情況，則設定通過實施例3所涉及的辦法而獲得的最佳速度即可。
其次，控制處理器29利用最佳速度來執(zhí)行正式掃描(步驟S5)。此時，在例如以圖 7所示的形態(tài)設定了最佳速度的情況下，則對各小區(qū)域，采用利用所設定的最佳速度而計算出的延遲時間來執(zhí)行延遲加法處理。另外，在例如以圖8所示的形態(tài)設定了最佳速度的情況下，則依照各深度，采用利用所設定的最佳速度而計算出的延遲時間來執(zhí)行延遲加法處理，進而，在例如以圖9所示的形態(tài)設定了最佳速度的情況下，則重新利用最佳速度來計算延遲時間，并采用該延遲時間來執(zhí)行延遲加法處理。
通過正式掃描所取得的超聲波圖像以規(guī)定的形態(tài)被顯示在監(jiān)視器27上(步驟 S6)。
(效果)
根據(jù)以上所述的構成，就能夠取得以下的效果。
根據(jù)本超聲波診斷裝置，判定`與掃描斷面內(nèi)的每個位置的組織成分相應的最佳聲速，并利用該最佳聲速來計算來自掃描斷面內(nèi)的每個位置的接收波束的接收延遲時間等。 通過這樣采用利用最佳聲速所計算的接收延遲時間，來執(zhí)行用于取得實際診斷所用的超聲波圖像的掃描中的延遲加法處理，就能夠對接收延遲時間的計算所用的設定聲速與實際的活體內(nèi)聲速的偏差進行修正，取得分辨率經(jīng)過優(yōu)化的超聲波圖像。
特別是，可以說利用微分值作為對比度值的例子是能夠積極地抽取各小區(qū)域中的邊緣，實現(xiàn)適合的分辨率的優(yōu)化。即，在利用了平均值或離散值作為對比度值的情況下，評價的結果有時候就被為了計算離散值而設定的ROI的位置所左右。進而，在利用了頻率作為對比度值的情況下，頻率解析時的數(shù)據(jù)量將變得很大，就會招致實時性的低下及裝置的大型化、高價化?？梢哉f與這些情況相比，利用微分值作為對比度值的例子，可以簡單且低成本地實現(xiàn)分辨率更適合地經(jīng)過優(yōu)化的超聲波圖像的取得。
圖12(a)是例示通過以往的辦法所得到的超聲波圖像(即，不修正接收延遲時間的計算所用的設定聲速與實際的活體內(nèi)聲速的偏差而取得的超聲波圖像)的圖。另外，圖 12(b)是例示通過本分辨率優(yōu)化處理，對接收延遲時間的計算所用的設定聲速與實際的活體內(nèi)聲速的偏差進行修正而取得的超聲波圖像的圖。若比較兩圖就可知圖12(b)中的圓框內(nèi)的對象物比圖12(a)中的圓框內(nèi)的對象物以更高的分辨率得以映像化。
另外，根據(jù)本超聲波診斷裝置，能夠通過分辨率優(yōu)化處理而生成彩色聲速映像，并將其顯示。從而，操作者就能夠借助于該彩色聲速映像，從速度的觀點來辨認該映像化對象斷面構造上及成分的分布。另外，還可以基于該彩色聲速映像的觀察結果，來選擇最佳聲速的計算辦法。
此外，本發(fā)明并不原封不動地限定于上述實施方式，在實施階段能夠在不脫離其要點的范圍內(nèi)使構成要素變形并具體化。作為具體 的變形例，例如有如下面那樣的例子。
(I)與本實施方式有關的各功能，還能夠通過將執(zhí)行該處理的程序安裝在工作站等計算機上，并將它們在存儲器上進行展開而實現(xiàn)。此時，能夠使計算機實行該辦法的程序還可以保存在磁盤(軟(注冊商標)盤、硬盤等)、光盤(CD-R0M、DVD等)、半導體存儲器等記錄介質來進行分發(fā)。
(2)在上述實施方式中，在小區(qū)域的尺寸上沒有限定。例如，如果采用將小區(qū)域作為圖8所示那樣的每個深度的區(qū)域來設定的構成，則取得每個小區(qū)域的最佳聲速就與取得每個深度的最佳聲速將等價。另外，如果使小區(qū)域與各像素進行對應，則能夠在映像化對象斷面上的全部點取得固有的最佳速度。
(3)在上述實施方式中，以映像化對象為斷面的情況作為例子。但是，并不拘泥于此，本分辨率優(yōu)化功能在使三維區(qū)域映像化的情況下也能夠利用。在這種情況下，既可以對于構成作為映像化對象的三維區(qū)域的斷面分別進行已述的分辨率優(yōu)化處理，也可以將作為映像化對象的三維區(qū)域分割成三維的小區(qū)域，并對各小區(qū)域，進行已述的分辨率優(yōu)化處理。
另外，通過上述實施方式所公開的多個構成要素的適宜組合，能夠形成各種各樣的發(fā)明。例如，還可以從實施方式所示的全部構成要素中刪除幾個構成要素。進而，還可以將涉及不同實施方式的構成要素進行適宜組合。
權利要求
1.一種超聲波成像裝置，其特征在于包括存儲單元，存儲邊改變在第I超聲波掃描中使用的各信道的延遲時間邊取得的多個超聲波圖像數(shù)據(jù)；指標值取得單元，取得各上述超聲波圖像數(shù)據(jù)內(nèi)的各分割區(qū)域中的振幅值或者亮度值的空間微分值；以及判定單元，根據(jù)針對每個上述分割區(qū)域所取得的微分值，判定在第2超聲波掃描中使用的上述延遲時間。
2.按照權利要求I所述的超聲波成像裝置，其特征在于上述指標值取得單元根據(jù)各上述分割區(qū)域中的振幅值或者亮度值的分散值，抽取出多個上述分割區(qū)域中的在上述判定單元的上述延遲時間的判定中使用的分割區(qū)域，上述判定單元使用針對每個上述抽取出的分割區(qū)域而不同的每個延遲時間的微分值， 判定上述第2超聲波掃描中使用的上述延遲時間。
3.按照權利要求I或者2所述的超聲波成像裝置，其特征在于上述指標值取得單元根據(jù)上述分割區(qū)域中的振幅值或者亮度值的分散值，抽取出多個上述分割區(qū)域中的上述延遲時間的判定中使用的分割區(qū)域，上述判定單元關于未由上述指標值取得單元提取出的上述分割區(qū)域，使用針對每個上述分割區(qū)域而不同的每個延遲時間的微分值，針對每個分割區(qū)域判定上述第2超聲波掃描中使用的延遲時間，關于上述抽取出的各分割區(qū)域，使用鄰接的上述分割區(qū)域的在上述第2 超聲波掃描中使用的延遲時間，判定在上述第2超聲波掃描中使用的延遲時間。
4.按照權利要求1-3中的任意一項所述的超聲波成像裝置，其特征在于上述指標值取得單元關于與掃描線方向垂直的方向取得針對每個上述分割區(qū)域而不同的每個延遲時間的微分值。
5.按照權利要求1-4中的任意一項所述的超聲波成像裝置，其特征在于上述判定單元將使微分值最大的每個上述分割區(qū)域的延遲時間，判定為在上述第2超聲波掃描中使用的聲速。
6.按照權利要求1-4中的任意一項所述的超聲波成像裝置，其特征在于上述判定單元判定使上述微分值最大的每個上述分割區(qū)域的延遲時間，并將使用每個上述分割區(qū)域的使微分值最大的延遲時間所得到的每個深度的平均延遲時間，判定為在上述第2超聲波掃描中使用的延遲時間。
7.按照權利要求1-4中的任意一項所述的超聲波成像裝置，其特征在于上述判定單元判定使上述微分值最大的每個上述分割區(qū)域的延遲時間，并將對每個上述分割區(qū)域的延遲時間進行平均而得到的平均延遲時間，判定為上述第2超聲波掃描中使用的延遲時間。
8.按照權利要求1-7中的任意一項所述的超聲波成像裝置，其特征在于，具備映像生成單元，生成依照使上述微分值最大的延遲時間對上述分割區(qū)域分配了規(guī)定的色彩的彩色映像；顯示單元，以規(guī)定的形態(tài)顯示上述彩色映像。
9.按照權利要求1-8中的任意一項所述的超聲波成像裝置，其特征在于，還具有接收單元，使用上述第2超聲波掃描中使用的延遲時間，對通過超聲波收發(fā)使各超聲波振子接收到的回波信號進行接收延遲加法運算。
10.按照權利要求1-9中的任意一項所述的超聲波成像裝置，其特征在于上述指標值取得單元沿著與超聲波掃描線垂直的方向即水平方向將上述多個超聲波數(shù)據(jù)分割成多個上述分割區(qū)域，并對與上述分割區(qū)域對應的每個深度取得每個上述延遲時間的微分值。
11.按照權利要求1-10中的任意一項所述的超聲波成像裝置，其特征在于上述判定單元響應來自輸入單元的指示，執(zhí)行上述延遲時間的判定。
12.按照權利要求1-11中的任意一項所述的超聲波成像裝置，其特征在于上述多個超聲波數(shù)據(jù)是邊改變在第I超聲波掃描中使用的各信道的接收延遲時間邊取得的。
13.按照權利要求1-12中的任意一項所述的超聲波成像裝置，其特征在于上述指標值取得單元通過在空間上分割各上述超聲波數(shù)據(jù)，設定多個上述分割區(qū)域。
14.按照權利要求1-13中的任意一項所述的超聲波成像裝置，其特征在于上述判定單元根據(jù)上述微分值推定各上述分割區(qū)域中的活體聲速，根據(jù)該推定的活體聲速，判定在上述第2超聲波掃描中使用的上述延遲時間。
全文摘要
分辨率優(yōu)化單元判定與掃描斷面內(nèi)的每個位置的組織成分相應的最佳聲速，并利用此最佳聲速，來計算來自掃描斷面內(nèi)的每個位置的接收波束的接收延遲時間等?？刂铺幚砥?29)采用利用最佳聲速所計算的接收延遲時間，來執(zhí)行用于取得實際診斷所用的超聲波圖像的掃描中的延遲加法處理。由此，就能夠對接收延遲時間的計算所用的設定聲速與實際的活體內(nèi)聲速的偏差進行修正，取得分辨率經(jīng)過優(yōu)化的超聲波圖像。
文檔編號G01N29/06GK103251429SQ201310158518
公開日2013年8月21日 申請日期2008年3月28日 優(yōu)先權日2007年3月28日
發(fā)明者掛江明弘 申請人:株式會社東芝, 東芝醫(yī)療系統(tǒng)株式會社