超聲診斷設備以及圖像處理設備的制作方法

專利名稱：超聲診斷設備以及圖像處理設備的制作方法
技術領域：
本發明涉及應用超聲對比介質的增強型超聲波掃描術，并涉及一種超聲診斷設備及一種圖像處理設備，該圖像處理能呈現如診斷信息、，毛細管級的微循環以及與毛細血管相比流動較快的血管結構。
背景技術：
超聲診斷的便利之處在于其通過將超聲探頭置于身體表面的簡單操作，就可以得到心臟脈動或胎動的實時顯示，而且由于它的安全性較高可以重復地使用；還有，由于它具有與其它診斷設備例如X線成像，CT成像，磁共振成像等等相比較小的系統尺寸，超聲診斷設備能移動到床邊，這樣就可以在病床邊較容易地完成。雖然超聲診斷設備根據所提供功能不同而變化，但是一種可以一個人單手提起的小型超聲診斷設備已經得到了發展，與X線成像或類似成像不同的是，超聲診斷不存在輻射的危險。上述優點使得超聲診斷應用于產科，家庭護理，等等。
靜脈內的超聲對比介質已經商業化，因此近年來出現了增強型超聲波掃描術。這一方法的目的在于通過在靜脈注射的超聲對比介質的輔助下增強血流信號來檢查，例如，心臟或肺時，評價血流的動力狀態。在絕大多數對比介質中，用微小的氣泡作為反射源。氣泡作為天生的易損材料，甚至在通常的診斷水平，由于其機械性能，在超聲照射下就破裂，這導致了從掃描表面獲得的信號強度減弱。為了動態實時地觀察血液循環，因此相對地減少由于掃描導致的氣泡破裂成為必需，例如，通過在低聲壓超聲傳播生成圖像。在低聲壓超聲傳播時生成圖像也降低了信噪比(S/N)，并且已經提出了不同的信號處理方法對這一減少進行補償。
此外，利用上述對比介質氣泡破裂這一特性，建議采用下面的方法。該方法包括(A)觀察低聲壓照射下掃描平面填充氣泡的動態狀況；(B)在平面內(更準確地解釋為被照射體積內的)破壞氣泡；以及(C)觀察氣泡再次流入平面的方式。在JP-A-11-155858中揭示了該方法，并作為補充方法被引用。
順便提一下，典型的由增強型超聲掃描術提取出的診斷圖像可以粗略地分為兩種類型。一種是相對快速的、粗血管的診斷圖像，另一種是微細血管級的微小血流的診斷圖像(在肝臟部，血流上升為充滿竇狀空間)。這些圖像的問題在于難以從前面的血管圖像提取出微細血管分支，而隨后，雖然可以檢測到來自微細血管的信號，但由于空間分辨率的局限不能提取出微細血管分支，并且僅僅可以將亮度增強部分確定為一個區域。簡而言之，兩種圖像都不能提取出中級水平的微細血管分支。然而在這一水平的血流信息，表示了血管分流、再生結節等的進展程度，因此可以說它是鑒別診斷擴散性肝臟疾病或肝癌的很重要的信息。

發明內容
鑒于上述問題設計了本發明，目的在于提供一種超聲診斷設備以及能以有效的方式快速地提取微細血管分支級圖像的圖像處理設備。
本發明可以提供了一種超聲診斷設備，該設備能夠通過超聲波掃描注射對比介質氣泡的檢測對象的特殊區域來獲取圖像，其包括超聲探頭，其向檢測對象發射超聲波并接收超聲波的回波信號；傳送單元，其借助超聲探頭，在第一聲壓下對一幀圖像進行多次第一超聲傳播，在該聲壓下不會破壞對比介質氣泡，而是得到血流循環的圖像，并且在第二聲壓下執行第二超聲傳播，來破壞對比介質的氣泡；控制單元，其以第一超聲傳播與第二超聲傳播交替執行的方式來控制傳送單元；圖像生成單元，其應用至少兩幀圖像的回波信號，通過執行亮度值保持算法來生成第一顯示圖像，所述兩幀圖像是通過多次第一超聲傳播得到的；以及顯示單元，用來顯示第一顯示圖像。
本發明還提供了一種超聲診斷設備，該設備能夠通過超聲波掃描注射對比介質氣泡的檢測對象的特殊區域來獲取圖像，其包括超聲探頭，其向檢測對象發射超聲波并接收超聲波的回波信號；傳送單元，其借助超聲探頭，在第一聲壓下對一幀圖像進行多次第一超聲傳播，在該聲壓下不會破壞對比介質氣泡，而是得到血流循環的圖像，并且在第二聲壓下執行第二超聲傳播，來破壞對比介質的氣泡；控制單元，其以第一超聲傳播與第二超聲傳播交替完成的方式來控制傳送單元；圖像生成單元，其應用至少兩幀圖像的回波信號，通過亮度值保持算法來生成第一顯示圖像，所述兩幀圖像是通過多次第一超聲傳播得到的；以及顯示單元，其通過將參考幀的第一位置的回波信號P0，與通過多次第一超聲傳播得到的各個幀的每一對應位置處的回波信號Pi比較，并且改變與滿足關系式Pi/P0≥(e1/n-1)/e1/n(n為自然數)的回波信號Pi對應的位置處的顯示模式來顯示第一顯示圖像，所述參考幀由剛好(immediately before)切換至第二超聲傳播之前的第一超聲傳播得到，所述顯示模式包括第一顯示圖像的色彩、飽和度、亮度等等。
本發明還提供了一種圖像處理設備，該設備包括存儲單元，其用于存儲與在第一聲壓下超聲掃描得到的至少兩楨的超聲圖像相關的數據，所述第一聲壓不會破壞對比介質氣泡，而是得到血流循環的圖像，隨即在第一聲壓下的第一超聲傳播后破壞對比介質氣泡；圖像生成單元，其通過執行亮度值保持算法，應用與至少兩幀超聲圖像相關的數據來生成第一顯示圖像；以及顯示單元，用于顯示第一顯示圖像。


圖1是方框圖，示出了本發明中超聲診斷設備10的結構配置；圖2是用于詳細解釋圖像生成電路25的視圖；圖3A和3B用于解釋超聲診斷設備10執行的的基本掃描序列，以及依據該序列掃描時的對比介質氣泡數；圖4示出了大量對比介質流入其內的(相對粗的)血管的圖像；圖5示出了通過對比介質流動較少時微細血管的多幅圖像；圖6示出了提取出更微小血流的血流圖像；圖7示出了適當地呈現結構(血管流)信息的圖像；圖8示出了應用到輸入裝置13的開關、按鈕等等的示例；圖9A示出了補償圖像A與預曝光圖像B并行顯示的顯示器14；圖9B示出了不同時間相位的任意兩幅補償圖像并行顯示的顯示器14；圖10示出了應用于輸入裝置13的開關、按鈕等等的另一種示例；圖11示出了補償圖像A與預曝光圖像B疊加顯示的顯示器14；圖12示出了由色彩顯示處理生成的兩種色彩的疊加圖像；圖13示出了由色彩顯示處理生成的四種色彩的疊加圖像；圖14是表示對比介質信號在補償后變化的圖，滿足等式(2)；圖15中的表格示出了n與依據等式(7)計算的Vc/V0之間的關系關系；
圖16中的流程圖詳細地示出了應用第一圖像生成及顯示算法時成像操作處理的流程；圖17中的流程圖詳細地示出了應用第二圖像生成及顯示算法時成像操作處理的流程；圖18仍舊示出了應用于輸入裝置13的開關、按鈕等等的另一種示例。
具體實施例方式
現在參照附圖對本發明的第一實施例和第二實施例進行詳細地說明。在下文中，具有實質上相同功能和結構的組件將用相同的附圖標記來標注，并且這些組件的描述將不會重復出現，除非必需。
(第一實施例)圖1是本實施例中超聲診斷設備10的結構方框圖。如圖所示，超聲診斷設備10包括超聲探頭12，輸入裝置13，監示器14，傳送/接收單元21，B模式處理單元22，多普勒處理單元23，圖像生成電路25，圖像存儲器26，控制處理器27，軟件存儲部分28，內部存儲裝置29，以及接口部分30。超聲傳送/接收單元21以及同樣嵌入設備主體11的裝置可以是硬件形式，比如集成電路，或者它們可以以軟件模塊化的軟件程序的形式存在。以下將單獨介紹每一組件的功能。
超聲探頭12包括多個壓電傳感器，它們在來自于超聲傳送/接收單元21的驅動信號作用下產生超聲波，并且將來自監測對象的反射波轉換為電信號；裝配在壓電傳感器上的匹配層；用來防止超聲波從壓電傳感器等組件向后傳播的背襯材料。當超聲波從超聲探頭12傳送到對象P時，該傳送的超聲波在身體組織中聲學阻抗不連續的表面上連續地反射，并且這些信號作為回波信號在探頭12處被接收。回波信號的幅度取決于發生反射的不連續表面之間的聲學阻抗的不同。在傳送的超聲脈沖在血流、心臟壁或者其他運動的部位的表面產生反射的情況下，，回波的頻率受多普勒效應的影響會產生偏差，這取決于運動物質在超聲波傳送的方向上的速度分量。
輸入裝置13連接到設備主體11上，并且包含許多開關和按鈕，軌跡球13s，鼠標13c，鍵盤13d等等，通過該輸入裝置操作者將各種指令、條件、感興趣區域(ROI)的設定指令，不同圖像質量條件的設定指令等輸入到設備主體11內。
監示器14根據來自于圖像生成電路25的圖像信號以圖像的形式顯示活體中形態學信息和血流信息。
傳送/接收單元21包括觸發生成電路、延時電路、脈沖電路等等，所有這些電路在附圖中都沒有標識出。脈沖電路重復地產生速度脈沖，該速度脈沖用于產生以預定的速率、fr Hz(周期1/fr秒。)傳送的超聲波。延時電路賦予每個速度脈沖一個聚焦超聲波成束所需的延遲時間，并且確定每一通道的傳送方向。觸發生成電路在基于結果速度脈沖的設定時間內傳送驅動脈沖至探頭12。
為了在控制處理器27命令下完成下述的掃描序列，為傳送/接收單元21提供了具有立即改變傳送頻率、傳送驅動電壓等等的功能。特別是傳送驅動電壓，能夠通過具有即時切換其數值功能的線性放大器類型的振蕩電路，或者能夠通過電切換多路能量供給單元的機構改變。
另外，傳送/接收單元21包括放大電路、模數轉換器、加法器等等，所有這些在附圖中均沒有示出。放大電路將由探頭12捕捉到的每個通道的回波信號放大。模數轉換器賦予放大了的回波信號確定接收的方向所需的延遲時間，之后加法器執行加法運算。這一加法運算增強了接收方向上回波信號的反射分量，并且接收方向和傳送方向一起形成了用于超聲傳送和接收的整體的波束。
B模式處理單元22從傳送/接收單元21接收回波信號，對回波信號進行對數放大，包絡檢波處理等處理，由此產生信號強度由亮度代表的數據。這樣得出的數據被送到圖像生成電路25，并且以用亮度來顯示反射波強度的B模式圖像，顯示于監示器14上。
多普勒處理單元23對從傳送/接收單元21接收的回波信號速度的頻率進行分析，從而提取出血流、組織、以及由多普勒效應引起的對比介質回波組分，并且由此得出血流信息，例如許多節點上的平均速率、彌散、以及能量。這樣得到的血流信息被送到圖像生成電路25，并且在監示器14上作為平均速率圖像、彌散圖像、或者能量圖像彩色顯示，上述圖像無論單獨或組合顯示均可。
圖像生成電路25將連續的超聲掃描的掃描線信號轉換為一般用于電視機或類似產品的普通視頻格式的連續掃描線信號，因此產生了作為顯示圖像的超聲診斷圖像。圖像生成電路25具有存儲圖像數據的內置存儲器，因此，例如，操作者就可以在診斷進行后檢索到檢查過程中記錄的圖像。輸入圖像生成電路25之前的數據也被稱為原始數據。
圖2具體示出了圖像生成電路25。開始，信號處理電路25a執行濾波工作以便使得圖像質量確定在連續超聲掃描的掃描線信號水平。從信號處理電路25a的輸出不僅僅送到掃描轉換器25b，也存儲在圖像存儲器26中。掃描轉換器25b將連續的超聲掃描的掃描線信號轉換為一般用于電視機或類似產品的普通視頻格式的掃描線信號。這一輸出傳送到圖像處理電路25c中，該電路調整亮度和對比度，執行圖像處理的工作，例如空間濾波，或者將輸出、特性信息以及不同設定參數的數值范圍綜合起來，并且將合成的視頻信號輸出給顯示器14。由此，顯示可以示出病人組織形狀的斷層圖像。
圖像存儲器26包括用于存儲從信號處理電路25a接收到的圖像數據的存儲器。例如，操作者可以在診斷進行后檢索圖像數據，并且圖像數據可以像靜像那樣回放，或者多幀圖像數據還可以像動態圖片那樣回放。圖像存儲器26必要時也存儲經過超聲傳送/接收單元21后的輸出信號(指射頻(RF)信號)、經過超聲傳送/接收單元21的圖像亮度信號，其他原始數據、以及通過網絡獲取的圖像數據，等等。
內部存儲裝置29存儲下面描述的掃描序列、生成并顯示圖像的控制程序、診斷信息(病人身份，醫師診斷意見等等)、診斷規程、傳送/接收條件、如附圖15所示的表格(將在下面詳述)以及其它的數據組。另外，內部存儲裝置29也可以在必要時存儲圖像存儲器26中的圖像。內部存儲裝置29中的數據通過接口電路30能夠傳遞給外圍設備。
控制處理器27起到信息處理單元(計算機)的功能，而且還控制超聲診斷設備主體的操作。控制處理器27從內部存儲裝置29讀出生成并顯示圖像或類似結果的控制程序，這將在下面進行詳述，并且完成包含各種處理的計算、控制等等，其中內部存儲裝置29將在軟件存儲部分28上開發。
接口部分30是應用于輸入裝置13、網絡、以及新的外部存儲裝置(未示出)的接口。超聲圖像或類似的由本裝置得出的數據、分析結果等等可以通過網絡經接口部分30傳送至其他設備。
(掃描序列)現在參考附圖3A和3B描述超聲診斷設備10完成的基本掃描序列。本實施例中的掃描序列(在下文中，簡單的稱為掃描序列)用于借助于對比介質與回波相對比，從而在兩種聲壓下交替地傳播可以破壞對比介質水泡的在高聲壓下的傳播(在下文中，稱為高聲壓(超聲)傳播)，以及在低聲壓下的傳播(在下文中，指低聲壓(超聲)傳播)，該低聲壓下的傳播通過盡可能地避免了水泡的破裂從而得到診斷圖像。依據這一序列，用于成像的適當的對比介質就是所謂的下一代對比介質，其水泡在超聲波以低聲壓傳送時，可以保持釋放諧波信號而不破裂，因此可以長時間的成像。
附圖3A用于解釋掃描序列的視圖，圖中橫坐標表示時間，而縱坐標表示傳播中的水泡的機械功能(function)的程度。另外，每一條線代表所涉及的一幀圖像的一次超聲掃描，并且每一條線的長度代表每一幀圖像中傳播聲壓的機械功能的強度。
換句話說，每一條線代表傳播條件如下設置的一幀圖像的超聲掃描，即每一條線的長度在縱向上變長(大)，傳播頻率變低或者傳播驅動聲壓變高，或者是上述情況的組合。因此，較長的線41對應于通過高聲壓照射的掃描(本圖中為三幀)，較短的線43對應于通過低聲壓照射的掃描。在下文中，通過低聲壓照射而得出的斷層圖像稱為補償圖像。另外，將在所有的通過低聲壓照射的掃描中，由幀掃描43a即由在切換至高聲壓照射前的那一幀得到的斷層圖像稱為預曝光(pre-flash)圖像。
因為一幀圖像包含了多條掃描線，一條線象征性地代表與多條掃描線相關的幾百次傳送和接收。
圖3B示出了當依據如附圖3A中的序列掃描時對比介質中氣泡數量隨時間的改變。圖3B的橫坐標(經過的時間)與圖3A中的橫坐標(經過的時間)相對應。一般地，認為對比介質的氣泡數與回波信號成正相關。因此，如圖所示，因為在低聲壓照射下僅有少數對比介質氣泡破裂，所以流進掃描平面的氣泡數逐漸遞增，并且由此在觀察一段時間后達到了平衡狀態。當傳播切換到高聲壓傳播時，掃描平面中的氣泡突然開始破裂，并且在經過一段時間一幀或幾幀的照射后，最好在約10幀左右，氣泡幾乎全部消失了。再次切換傳播至低聲壓傳播來得到補償圖像，操作者就可以觀察到補償發生的方式。通過反復地進行這一處理，就有可能從預曝光圖像中反復地觀察補償現象。
(邏輯背景)通過觀察微細血管分支的結果，發明者發現在補償開始后，1到2秒的持續時間可以觀察到有關流入微細血管分支的對比介質氣泡，并且隨后主要的信號就是那些不能消散的毛細血管級的信號。然而另一方面，僅僅通過顯示1至2秒的時間，不能將微細血管分支作為常規的超聲診斷圖像滿意地提取出來。其原因將參照圖4至圖7進一步解釋。每一幅圖中的陰影象征性地表示了對比區域。
圖4示出了有大量對比介質流入其中的血管的圖像。對比介質大量地流入相對粗的血管，這樣的血管結構只有從如圖4所示的圖像中才能夠了解。
圖5示出了對比介質流動較少的多幅微細血管圖像。在圖5的任一幅圖中，氣泡在一特定時刻零星地出現在一幅圖像中，這使得不可能觀察到血管結構。即使在觀察按時序排列的診斷圖像時，也會經常觀察不到連續的流動。
圖6示出了即使是很微小的血液也能構提取出來的血流圖像。在如圖6所示的圖像中，正如上述那樣，由于空間分辨率的局限，微細血管分支不能被提取出來，并且只有亮度的增強可以確定為一個區域，這就不可能辨別出微細血管分支。
本實施例的優點在于，如圖7所示那樣，適當地呈現結構(這里指血流)信息的圖像可以作為一種診斷信息提供。最后，將執行生成和顯示診斷圖像的方法和診斷信息提取功能等，這將在下面詳述。
(診斷圖像的生成和顯示)生成和顯示由超聲診斷設備10得到的診斷圖像(該裝置顯示的可用于診斷的圖像)的方法粗略地分為兩種類型。首先，將描述第一圖像生成和顯示方法，該方法用于通過在并行地顯示預曝光圖像和補償圖像時，實時顯示多路低聲壓傳播來生成補償圖像。
在圖像的預操作時，高聲壓超聲傳播的高聲壓周期(圖3中的TH)，以及低聲壓超聲傳播的低聲壓周期(圖3中的TL)分別由如圖8所示的輸入裝置13的兩個開關13a和13b設為任意值。附圖中展示了高聲壓超聲傳播0.5秒，隨后低聲壓超聲傳播2.0秒的情況。這里，秒用為TH和TL的預設單位；然而也可以用幀數作為這些數值的單位。
在設定好TH和TL后通過操作開始開關13c，掃描序列開始，依據該序列重復地執行高聲壓超聲掃描TH＝0.5秒，隨后低聲壓超聲掃描TL＝2.0秒。在這個例子中，由這些掃描得到的補償圖像被顯示，并且在完成高聲壓傳播約2秒后，捕捉到預曝光圖像并且在顯示器14上與補償圖像一并顯示。
圖9A示出了顯示器14同時顯示預曝光圖像A和補償圖像B的情況。在顯示器14中，補償圖像B像電影一樣實時顯示，而預曝光圖像A則像靜止的圖像一樣顯示。另外，當傳播切換至接下來的高聲壓超聲傳播或低聲壓超聲傳播時，補償圖像B或預曝光圖像A順序更新至最新的圖像。操作者因此能夠實時觀察到補償狀態，特別地，對比介質流進毛細管級別的細的灌注管中的方式，像電影一樣的顯示，而與此同時，還可以從顯示的預曝光圖像A的靜止圖像觀察到毛細管級的結構。
如上面所述的掃描，圖像的生成以及顯示將繼續直到操作者操作圖8所示的停止開關13d。或者通過操作手動開關13e，就可以在指定傳播時間內單獨完成高聲壓傳播一次，而不是反復地完成高聲壓傳播和低聲壓傳播。
下面將介紹第二種圖像生成和顯示方法。依據這種方法，在期望時間與低聲壓傳播相關的的補償圖像作為診斷圖像生成，并且以靜止的方式顯示而不是預曝光圖像。在下文中，與在期望時間內低聲壓傳播相關并被選作診斷圖像來靜止顯示的補償圖像稱為被選中圖像。
圖10示出了設置于第二種生成和顯示方法中使用的輸入裝置13上的開關組。時間選擇開關13f使操作者可以任意設定捕捉被選中圖像的時間(選擇時間ts)。在這個例子中，假定將選擇時間ts設定為在最后一個高聲壓傳播切換至低聲壓傳播，并且在低聲壓階段TL開始后接收到第一幅圖像(參考圖像)的時間(參考時間)，再經過的一段預定時間。因此在圖10的情況下，在參考時間2秒后捕捉到被選中的圖像。
另外，開關13g使操作者可以任意設定低聲壓周期TL。低聲壓周期TL也是從參考時間開始的一段持續時間。因此，在圖10的情況下，在低聲壓傳播從參考時間開始持續TL＝6秒后，將傳播切換至高聲壓傳播。
在這里，秒作為選擇時間ts和低聲壓周期TL的預定單位；然而，也可以用幀數來作為這些數值的單位。
當各個時間以及持續時間等由成像預操作如圖10那樣設定時，掃描序列就通過操縱開始開關13c而開始，根據該序列反復地進行高聲壓超聲掃描持續TH＝0.5秒，然后低聲壓超聲掃描持續TL＝6秒。在本例中，由這些掃描得到的補償圖像被顯示出來，被選中的圖像在顯示參考時間2秒后被捕捉，并且在監示器14上以例如與圖9B所示的模式并行顯示。此外，從捕捉到被選中的圖像開始，低聲壓照射持續執行6-2＝4秒的時間，這樣補償的狀態就以補償圖像的形式顯示出來。因此就有可能在比第一種圖像生成和顯示方法更長的周期(6秒)內實時觀察到補償狀態，特別是實時的毛細管級的微細灌注。
圖像的掃描、生成以及顯示一直持續到操作者手動停止圖10中的停止開關13d。
第一、二中圖像生成和顯示方法中的圖像顯示模式并不局限于圖9A和9B中那樣。例如，如圖11所示的，可以是一種補償圖像B和預曝光圖像A，或者補償圖像和被選中圖像疊加顯示的模式。這樣的顯示模式能使可視性得到進一步的增強。另外，在任意一種顯示模式中都可以使補償圖像、預曝光圖像、以及被選中的圖像中的任意一個為不顯示圖像，或者在需要的任意時間使其恢復為顯示圖像。
(診斷信息提取功能)下面將介紹超聲診斷設備10的診斷信息提取功能。該功能所提取的診斷信息包括由掃描序列得到的血流圖像(包括毛細管級的圖像)，以及由血流圖像得出的血流的組織學的物理量。下面將按順序介紹用于提取血流圖像和血流的組織學物理量的方法。每一種方法對于顯示上述的補償圖像或類似圖像都是很有用的。
運用最大值保持處理，加權更新處理，以及下面將介紹的其他亮度保持算法，就可以提取出包括毛細管級圖像的適當的血流圖像。首先，將描述對包含于同一周期TL內的第F1幀至Fn幀的n幅補償圖像執行的最大數值保持處理。在此所稱的對F1幀至Fn幀的n幅補償圖像進行的最大數值保持處理定義為，通過選擇F1幀至Fn幀中與空間位置相對應的亮度的最大值Pmax(x，y)，從而生成新的圖像的算法。
為了更具體一些，給定幀Fi(i是整數，并滿足1≤i≤n)的補償圖像包含一系列由空間標注的亮度值Pi(x，y)，或者一系列亮度值的一維序列數據Pi(x)。Pi(x，y)或Pi(x)的值可以是信號的強度、信號的幅度、射頻數據的原始值，或其他能代表亮度的值；然而，這里采用亮度值。一般地，具有大數值的單個數據也就意味著高水平的回波信號。利用這些單個數據，就可以選出空間對應于幀F1至Fn的所有像素亮度的最大值，并且用這一算法生成新的圖像。這一算法可以用下面的等式(1)表達Pmax(x，y)＝max[PI(x，y)，...，Pn(x，y)] (1)
當最大值保持處理應用于補償圖像時，每一次得到屬于相同低聲壓周期TL的新一幀時，按照上面的等式(1)進行上述處理，并且結果圖像作為補償圖像顯示。對于操作者(觀察者)來說，以這種方式得到的圖像看起來似乎以一種毛細管循序地與時間相對照的方式顯示。
在這種情況下，應當注意的是當執行最大值保持處理時，從參考時間起的1到2秒內的圖像是必須使用的。因為當包括了超過2秒后的圖像時，微細血管的結構就被覆蓋并掩藏起來，例如，在圖3中示出，這限制了區域內對比度增強的優勢。
獲得最大值保持處理的算法不僅僅局限于以上所述。例如，下面的算法也可以得到相同的優點。
那就是，給出當前斷層圖像的幀Fi中每一坐標處的像素亮度Pi(x，y)，以及前面那幅圖像的像素亮度值Pi-1(x，y)，然后對于i＝2到n的相對的兩幀圖像連續地執行用下面的等式表達的圖像處理的算法。
如果Pi(x，y)＞Pi-1(x，y)則Pi(x，y)＝ Pi-1(x，y)否則Pi(x，y)＝Pi-1(x，y)這一算法僅僅在像素與前一階段幀相關的圖像中的對應部相比具有更大的亮度值時更新其數值。利用補償圖像或用這種方式得到的類似圖像，操作者可以觀察毛細血管與時間相對照的方式。
現在介紹另一種獲得適當的包括毛細管級圖像的血流圖像的方法。這種方法通過對包含在相同周期TL內的幀F1至Fn的n幅補償圖像的加權更新處理，來生成圖像。在這里所稱的加權更新處理是指由下面等式表達的算法如果Pi(x，y)＞Pi-1(x，y)則Pi(x，y)＝A*Pi(x，y)+(1-A)*Pi-1(x，y)其它Pi(x，y)＝(A-1)*Pi(x，y)+A*Pi-1(x，y)通過設定A為小于1并且接近1的數值(例如0.99)，就可以期望實現最大數值在短時間內(在這里指前一幀與當前幀的時間間隔)被保持的功能，并且在更長一段時間內，前面保持的亮度變弱。操作者因此就可以從用該方式得到的補償圖像或其他類似圖像看出，毛細管依次與時間對比的方式。
順便提一句，這一最大值保持處理或類似算法意味著在時間方向上設計最大值或更新值。因此，在經歷了上述處理后，通過將結果圖像完整地顯示出來并不能夠得到有效的時間信息。
為了解決這一問題，本實施例采用了色彩顯示處理，其在顯示經過上述處理的補償圖像等時尤其有效。依據色彩顯示，圖像根據操作者為不同時間段預指定的不同顏色來顯示，這樣就可以可視地確定最后圖像中顯示的的亮度屬于哪一個時間段。下面將對指定兩個時間段(第一時間段和第二時間段)的實例中的色彩顯示處理的內容進行描述。
操作者首先指定一段時間，在該段時間里將低聲壓階段TL分為第一時間段和第二時間段。在這里，用參考時間起的2秒來作為分隔時間，并且在分隔時間前的那一段時間稱為第一時間段，在分隔時間后面的那一段稱為第二時間段。
在將圖像向前輸送到圖像儲存器的進程中，在當前幀Fn出現在第一時間段時，例如，將最大值保持處理應用于F1幀至Fn幀(也就是說，在第一時間段內的第一幀至當前幀)，于是生成了圖像A。
在當前幀Fn出現在第二時間段的情況下，將亮度值保持算法應用到幀F1，...Fn(也就是說，在第一時間段和第二時間段的第一幀到當前幀)，從而生成圖像A′，與此同時生成圖像A。
然后執行差值計算處理，也就是說，(圖像A′-圖像A)，從而生成了結果圖像B。最后，以一種方式執行下面的色彩轉化，這種方式為，例如，將圖像A轉化成色彩A(例如紅色)，將結果圖像B轉化為色彩B(例如黃色)。于是生成了這些圖像的疊加圖像，如圖12所示，作為補償圖像或類似圖像顯示于顯示器14上。
操作者通過觀察圖12中的補償圖像，就可以簡單快速地識別出出色彩A代表的是對比介質在參考時間(第一時間段)起2秒內流入的區域，以及色彩B代表的是對比介質在參考時間(第二時間段)2秒后流入的區域。
依據色彩顯示處理，即使當執行亮度保持算法，例如最大值保持處理和加權更新處理時，也有可能以便于操作者觀察的模式提供適當的血流圖像而不損失時間信息，其中該圖像包含微細管級的信息。
盡管通過實例描述了具有兩個時間段的色彩顯示處理，然而理所當然的這一方法可以應用任意數量的時間段。在這種情況下，上述處理用于鄰接的兩段，并且獲得每一幅都具有一種不同色彩的N幅圖像，之后生成這N幅圖像的疊加圖像并作為最終圖像顯示。例如，在N＝4的疊加圖像(例如，四種顏色為紅，黃，綠和藍)的情況下，如圖13所示的圖像就顯示于顯示器14上。
當顯示經歷了色彩顯示處理的圖像時，最好將表示色彩和時間段或經過時間的關系的色標條并行地顯示如圖12和圖13所示。
(組織學上的物理量的計算)下面將介紹用于基于由掃描序列得到的血流圖像計算血流組織學上的物理量的處理。
下面是物理數量計算處理的原則。即，在低聲壓超聲掃描已經經過了一段充足的時間，Tm秒，的情況下，圖3中的預曝光圖像43是一幅充滿血流的斷層圖像，并且因此認為這幅圖的亮度信號是被考慮的區域中的最大值。另外，理所當然地Tm秒是高聲壓照射之后補償圖像內每一像素的亮度恢復到或幾乎恢復到預曝光圖像中的亮度所必需的。
假定，在一給定的持續時間內，補償圖像的每一像素的亮度值達到預曝光圖像每一像素亮度值的c％(例如50％)，那么很自然的，將這段持續時間設定為比Tm短的時間。將補償圖像的每一像素的亮度值達到預曝光圖像每一像素亮度值的c％的這段時間定義為準恢復(quasi-recovery)時間TC。例如JP-A-11-89839已經公開了在考慮給定用于像素達到c％亮度值的持續時間時色彩顯示的技術。然而，通過僅僅任意地將數值設置到c％，該恢復時間本身的組織學意義是是含糊不清的，同時也不利于臨床環境診斷。
正因為如此，在本實施例中，已經達到準恢復時間Tc的區域采用色彩顯示，并且平均經過時間Tmtt(血流流經斷層平面的平均時間)，即，一種血流的組織學上的物理量，從準恢復時間Tc可以推算出來，來告知操作者。
發明者從他的研究中發現，當回波信號在補償圖像內的組織區域中隨時間變化時，它就形成如圖14所示的曲線。這一曲線大體上滿足等式(2)V(t)＝V0(1-e-βt)(2)其中V(t)是對數轉換前的線性信號強度，V0是經歷充足時間后的信號強度(例如，預曝光圖像的信號強度)，β是常數，并且t是持續時間。特別地，β與流速相關(其倒數1/β經過的時間相關)，并且β在流速高處較大，流速低處較小。
當補償圖像的亮度增加滿足用由上面的等式(2)表達的曲線表示時，平均經過時間Tmtt等于1/β。假定信號強度在tc秒后達到了Vc，那么，下面的等式(3)由上面的等式(2)得出Vc＝V0(1-e-βtc) (3)為？解上面的等式(3)，我們可以得到等式(4)β＝-1/tc(ln(1-Vc/V0)) (4)因此，平均經過時間Tmtt由等式(5)得出Tmtt＝1/β＝-tc(1/ln(1-Vc/V0)) (5)等式(5)看起來很復雜；然而，如果Vc滿足等式(6)，那么Tmtt＝tc成立Vc＝V0((e-1)/e)＝0.63212*V0(6)換句話說，從參考時間開始經過的時間(需要達到C＝63％的準恢復時間Tc)，在時間補償圖像變為約為預曝光圖像的0.63倍，就是病人血流的平均經過時間。
這一結果可以進一步延伸。即，讓tc成為Vc滿足等式(7)的時間Vc＝V0((e1/n-1)/e1/n)(7)在這種情況下，就在平均經過時間Tmtt與tc之間建立了關系表達式Tmtt＝tc*n。換句話說，通過找到準恢復時間tc，其比原始平均經過時間Tmtt稍短，用n乘以tc，這樣就能得到平均經過時間Tmtt，而無需等待經過物理時間。對于這一擴展，上面的等式(6)就可以認為是當n＝1時的等式(7)。
圖15是表明n和由上面等式(7)計算的Vc/V0值的對應表格。實際上，診斷圖像經常以分貝為單位顯示，而且圖像顯示的也是將Vc/V0轉換為分貝的數值。這一對應的表格存儲在內部存儲裝置29中。
在本實施例中，首先選擇n的期望值，然后根據上述邏輯式計算出與n值對應的補償圖像每一像素達到Vc/V0值所需要的時間tc。將tc的結果與n相乘，得到的數值作為平均經過時間Tmtt提供給操作者，從而可以預測平均經過時間Tmtt而不需要等待對比度增強到預報光圖像。
更具體地，至少先設定Vc/V0的一個參考值。這里，假定設定Vc/V0＝0.39(n＝2)。
隨后，當預曝光圖像顯示于監示器14上時，通過成像得到的預曝光圖像中每一像素的信號強度存儲為P0＝(x，y)。當補償圖像像電影似的那樣顯示時，對每一幀補償圖像中的每一像素的信號強度Pi(x，y)進行判斷，看其是否滿足Pi(x，y)/P0(x，y)＞0.39。在判斷Pi(x，y)/P0(x，y)＞0.39成立時，通過給像素染上新的顏色(紅色)來完成色彩顯示。另外，在顯示補償圖像時，Tc*n(秒)的數值，Tc參考時間中的消除時間Tc與n(這里n＝2)的乘積作為平均經過時間Tmtt顯示出來。在高聲壓傳播和低聲壓傳播重復執行時，重復地執行同樣的處理。
根據上述方法，操作者通過視覺地確定屏幕上具體像素在這些像素被染色時并行顯示，能夠很容易地視覺確定對應于這些像素的受檢區域的平均經過時間Tmtt小于等于Tc*n(秒)。操作者因此不必等待平均經過時間Tmtt過去，而且可以在實際持續時間的1/n推算出平均經過時間Tmtt，即，血流的組織學上的物理量，即可很容易地得出，并且準確性很高。
(成像系列操作)現在參照附圖16和17對執行不同功能的成像系列操作進行描述。
首先介紹使用第一圖像生成及顯示方法時的圖像操作。圖16是應用第一圖像生成及顯示方法提取血流圖像時成像處理的流程圖。最初，高聲壓傳播時間設為0.5秒，低聲壓傳播時間設為2秒(步驟S0)。設置完畢后，操作者開啟圖8中的開始開關13c，掃描序列開始運行，依據該掃描序列重復地執行高聲壓傳播運行0.5秒，以及低聲壓傳播運行2秒(步驟S1)。然后掃描的環境或類似條件又切換到最初的高聲壓傳播(步驟S2)，并且高聲壓傳播執行0.5秒的時間(步驟S3)。
當高聲壓傳播已經執行了0.5秒時間時，掃描條件切換至低聲壓傳播條件(步驟S4)，與此同時，在前面的階段中已經對補償圖像進行亮度保持算法的情況下，將與亮度保持算法相關的信息重置(步驟S5)。在信息重置后，開始低聲壓超聲傳播和新的亮度保持算法(步驟S6)，并持續2秒(步驟S7)。在步驟5至步驟7的過程中，通過低聲壓超聲傳播得到的補償圖像，并且已對進行了亮度保持算法，以實時方式像電影一樣顯示于監示器14上。
低聲壓傳播開始2秒后捕捉預曝光圖像，并將其以靜止圖像的方式與補償圖像一起顯示于監示器14上(步驟S8)。之后當相同的掃描序列重復時，再次運行步驟S2至S8的處理。另一方面，當結束指令通過停止開關13d輸入時，就完成了依據掃描序列的成像。
依據上述的成像處理，預曝光圖像，在該圖像上由亮度保持算法提取包含微細管分支結構，在每一次低聲壓傳播和高聲壓傳播重復時顯示于監示器14上。在每一次低聲壓傳播和高聲壓傳播重復時，補償圖像也以類似電影的方式顯示。因此操作者不僅能從補償圖像實時地觀察到活體組織的動態，而且能從預曝光圖像觀察到微細管分支的靜態結構。因此就可以快速有效地得出微細血分支級的診斷信息。
對于上述成像的，組織學上的物理量的計算可以由亮度保持算法取代，或與之共同使用。這種情況下，步驟S6和S7中組織學上的物理量的計算可以由亮度保持算法取代，或與之共同使用，其結果以實時方式與補償圖像一起顯示。
下面將介紹當采用第二圖像生成和顯示方法時的成像操作。圖17是第二圖像生成和顯示方法下成像操作的流程圖。操作者首先分別通過圖10中的開關13f，13a，13g將參考時間起的2秒設置為得到所選圖像的設定時間，將高聲壓傳播時間設置為0.5秒，低聲壓傳播時間設置為6秒(步驟S10)。設置完成后，在通過開關13c輸入的指令下，掃描序列開始，依據該掃描序列重復地完成在高聲壓傳播0.5秒，低聲壓傳播6秒(步驟S11)。然后掃描條件切換至最初的高聲壓傳播(步驟S12)，并且高聲壓傳播作用0.5秒(步驟S13)。
當高聲壓傳播已經作用了0.5秒時，掃描環境切換至低聲壓傳播(步驟S14)，與此同時將在前面的階段中與亮度保持相關的信息重置(步驟S15)。在重置信息后，開始執行低聲壓超聲傳播和新的亮度保持算法(步驟S16)，并持續2秒(步驟S17)。在步驟15至步驟17的過程中，補償圖像以實時方式像電影一樣顯示于監示器14上。
低聲壓傳播開始2秒后捕捉選定圖像，并以靜止圖像的方式與補償圖像一起顯示于顯示器14上(步驟S18)。低聲壓超聲傳播又持續4秒(6-2秒)的時間，并且對應的補償圖像像電影那樣以實時的方式顯示于顯示器14上(步驟S19)。當相同的掃描序列隨后重復時，再次運行步驟S12至S18的處理。另一方面，當結束指令通過停止開關13d輸入時，就完成了依據掃描序列的成像。
依據上面的圖像處理，所得結果的優點與以第一圖像生成及顯示方法下所得結果的優點相同。對于上述成像的，組織學上的物理量的統計可以由亮度保持算法取代，或與之共同使用。這種情況下，在步驟S16至S19中組織學上的物理量的計算可以由亮度保持算法取代，或與之共同使用，其結果以實時方式與補償圖像一起顯示。
(第二實施例)下面將介紹本發明的第二實施例。本實施例在成像中或成像后完成第一或第二圖像生成及顯示方法。
像描述過的那樣，采用設備得到并實時觀察的超聲診斷圖像也存儲在存儲器26中。因此，操作者在觀察圖像一段特定時間后，他通常會通過控制面板的停止按鈕所輸入的指令來停止超聲掃描，這樣圖像存儲器26中的一系列斷層圖像就可以回放。這些圖像可以以靜止方式或動態方式顯示。此外，如圖18顯示的那樣，操作者可以在任意時刻通過回放按鈕13r和輸入裝置13上的軌跡球13s來控制回放，停止，快進，倒回，等等。
另外，如圖18所示，本實施例的裝置10中，輸入裝置13設有用于上述亮度保持算法的最大值保持按鈕13j，例如，用于說明最大值保持處理能否使用。當最大值保持按鈕13j保持在關閉檔時，傳統的超聲診斷圖像一幀一幀地顯示于顯示器上。另一方面，當最大值保持按鈕13j切換到開啟檔時，在那一點顯示的斷層圖像登記為參考圖像(F1)。隨后，當操作者將顯示的圖像前進至F2，F3，等等，圖像生成電路25將上述的最大值保持算法應用于這些圖像，包括參考圖像F1到當前顯示的斷層圖像Fn(n＞1)，并將結果顯示于顯示器14上。
第一圖像生成及顯示方法或上述在成像過程中或成像后的類似方法也可適用于按時序逆向回放(即，將幀倒回)。例如，當操作者在顯示圖像Fn幀(n＞1)后通過逆向回放圖像使Fm幀(m＜n)顯示時，圖像生成電路25僅僅需要從Fn到Fm運行最大值保持處理來再次成像即可。
需要注意的是得到的圖像可能容易受到運動的影響，例如呼吸以及心跳(heat beats)，這會給幀之間的對應位置帶來偏差。當最大值保持算法或類似算法在這種情況下直接運行時，可能得不到適當的結果。
為了消除這一問題，超聲診斷設備10配備了圖像模糊調整功能來調整幀之間的對應位置，從而亮度值保持處理，例如最大值保持處理，能充分運行。這一調整通過按下圖18中的精密調整按鈕13k來完成。更多具體操作如下所述。
例如，在最大值保持算法當前應用于幀F1到Fn時，按下精密調整按鈕13k將模式切換至精密調整模式。在這一精密調整模式中，對于Fn到Fn-1的最大值保持圖像(圖像A)與圖像Fn(圖像B)之間的疊加位置的，精密調整位移(dx，dy)，其為需要消除的圖像A與圖像B之間的偏差值，通過對軌跡球13s或類似部件的操作生成。然后，該位置通過將圖像B的(x+dx，y+dy)映射到圖像A的坐標(x，y)，從而得到精密調整，并且該精密調整通過再次按下精密調整按鈕13k來確定。
根據上面的配置，操作者就可以在任何需要的時刻完成第一或第二圖像生成及顯示方法。另外，在幀之間出現偏差時，精密調整可以在任意時刻執行，從而得到更加可信賴的診斷信息。
其它的優點和改進對于本領域技術人員來說是顯而易見的。因此，本發明在其更廣的方面并不局限于具體的細節，個別的裝置，以及在這里描述和展示的圖例。因此，能夠進行不同的修改，而不脫離由所附權利要求及其等效所確定一般發明概念的精神或范圍。
權利要求
1.一種超聲診斷設備，其通過超聲波掃描注射有對比介質氣泡的檢測對象的特定區域來得到超聲圖像，所述設備包括超聲探頭，其向所述檢測對象發射超聲波并接收超聲波的回波信號；傳送單元，其借助所述超聲探頭，在第一聲壓下對一幀圖像進行多次第一超聲傳播，在該聲壓下不會破壞所述對比介質氣泡，而是得到血流循環的圖像，并且在第二聲壓下執行第二超聲傳播，來破壞所述對比介質的氣泡；控制單元，其以所述多次第一超聲傳播與所述第二超聲傳播交替執行的方式來控制所述傳送單元；圖像生成單元，其應用通過所述多次第一超聲傳播得到的至少兩幀圖像的回波信號，通過執行亮度值保持算法來生成第一顯示圖像，；以及顯示單元，用來顯示所述第一顯示圖像。
2.如權利要求1所述的超聲診斷設備，其中所述圖像生成單元根據與所述多次第一超聲傳播即將切換至所述第二超聲傳播之前的幀對應的所述第一超聲傳播得到的回波信號，生成所述第一顯示圖像。
3.如權利要求1所述的超聲診斷設備，其中所述圖像生成單元根據由所述第一超聲傳播得到的回波信號，從而在第二時間點生成所述第一顯示圖像，該第二時間點是指從所述第二超聲傳播切換至所述多次第一超聲傳播的第一時間點經過一預定時間。
4.如權利要求3所述的超聲診斷設備，還包括設定單元，其用于至任意時刻設定所述第二時間點，其中所述圖像生成單元在所述設定單元設定的所述第二時間點，依據通過所述第一超聲傳播得到的回波信號生成所述第一顯示圖像。
5.如權利要求1所述的超聲診斷設備，其中利用由多次第一超聲傳播得到的各幀的回波信號，所述圖像生成單元通過不斷地運行所述的亮度保持算法，從而按時序地更新所述第一顯示圖像。
6.如權利要求1所述的超聲診斷設備，其中所述圖像生成單元通過使用由所述多次第一超聲傳播得到的多個幀的回波信號中的任意幀所對應的回波信號，來生成第二顯示圖像；以及所述顯示單元顯示并行地顯示所述第一顯示圖像和所述第二顯示圖像。
7.如權利要求1所述的超聲診斷設備，其中所述顯示單元像電影那樣顯示所述第一顯示圖像，并以靜止圖像的方式顯示第二顯示圖像。
8.如權利要求1所述的超聲診斷設備，其中所述顯示單元將所述第一顯示圖像與所述第二顯示圖像疊加用于顯示。
9.如權利要求1所述的超聲診斷設備，其中所述圖像生成單元生成所述第一顯示圖像是通過根據由所述多次第一超聲傳播得到的m幀的回波信號，執行所述的亮度值保持算法，從而生成第一中間圖像，并根據由所述多次第一超聲傳播得到的n(m＜n)幀的回波信號，執行所述的亮度值保持算法，從而生成第二中間圖像；生成所述第二中間圖像與第一中間圖像之間的差分圖像；將所述第一中間圖像轉換為第一色彩，并且將所述差分圖像轉換為第二色彩；以及將所述轉換為所述第一色彩的所述第一中間圖像和所述轉換為第二色彩的所述差分圖像合成。
10.如權利要求1所述的超聲診斷設備，其中所述亮度值保持算法是最大值保持算法，通過保持所述多幀之間空間對應的位置上的回波信號值中的最大值，來生成所述第一顯示圖像。
11.如權利要求1所述的超聲診斷設備，其中所述亮度值保持算法是加權更新算法，通過給所述多幀中鄰接的兩幀之間的空間對應位置上的每個所述回波信號加權，來生成所述第一顯示圖像。
12.如權利要求1所述的超聲診斷設備，其中在進行所述第二超聲傳播的情況下，所述圖像生成單元通過初始化所述亮度值保持算法，并根據通過在所述第二超聲傳播后所述多次第一超聲傳播得到的回波信號，從而生成所述第一顯示圖像。
13.如權利要求1所述的超聲診斷設備，還包括選擇單元，用于在所述亮度值保持算法開始時選擇參考幀，其中所述圖像生成單元從所述被選擇的參考幀開始所述的亮度值保持算法。
14.如權利要求1所述的超聲診斷設備，其中其中所述顯示單元將參考幀的每一位置的回波信號P0與通過所述多次第一超聲傳播得到的各個幀的每一對應位置處的回波信號Pi比較，并且改變與滿足關系式Pi/P0≥(e1/n-1)/e1/n(n為自然數)的回波信號Pi對應的位置處的顯示模式，該參考幀由即將切換至所述第二超聲傳播前的所述第一超聲傳播得到，所述顯示模式包括所述第一顯示圖像的色彩、飽和度、亮度等等。
15.如權利要求14所述的超聲診斷設備，還包括時間測量單元，用于測量從對應于所述參考幀的所述第一超聲傳播執行的時間，至與第一顯示圖像相關的運用所述亮度值保持算法的多幀中的最后一幀對應的所述第一超聲傳播的時間之間所經過的時間T。其中，所述顯示單元顯示所述經過時間T與所述自然數n的乘積的數值。
16.一種超聲診斷設備，其通過超聲波掃描注射有對比介質氣泡的檢測對象的特定區域來得到超聲圖像，所述設備包括超聲探頭，其向所述檢測對象發射超聲波并接收來自所述超聲波的回波信號；傳送單元，其借助所述超聲探頭，在第一聲壓下對一幀圖像進行多次第一超聲傳播，在該聲壓下不會破壞所述對比介質氣泡，而是得到血流循環的圖像，并且在第二聲壓下執行第二超聲傳播，來破壞所述對比介質的氣泡；控制單元，其以所述多次第一超聲傳播與所述第二超聲傳播交替執行的方式來控制所述傳送單元；圖像生成單元，其應用通過所述多次第一超聲傳播得到的至少兩幀圖像的回波信號，通過執行亮度值保持算法來生成第一顯示圖像；以及顯示單元，通過將參考幀的每一位置的回波信號P0，與通過所述多次第一超聲傳播得到的各個幀的每一對應位置處的回波信號Pi比較，并且改變與滿足關系式Pi/P0≥(e1/n-1)/e1/n(n為自然數)的回波信號Pi對應的位置處的顯示模式來顯示第一顯示圖像，該參考幀由即將切換至所述第二超聲傳播前的所述第一超聲傳播得到，所述顯示模式包括所述第一顯示圖像的色彩、飽和度、亮度等等。
17.一種圖像處理設備，包括存儲單元，其用于存儲與在低聲壓用超聲波掃描得到的至少兩幀超聲圖像相關的數據，所述低聲壓不會破壞對比介質氣泡，而是得到血流循環的圖像，后跟一個破壞對比介質氣泡的高聲壓超聲傳播；圖像生成單元，其通過執行亮度值保持算法，應用涉及至少兩幀超聲圖像的數據來生成第一顯示圖像；以及顯示單元，用于顯示第一顯示圖像。
18.如權利要求17所述的圖像處理設備，其中所述的圖像生成單元生成所述第一顯示圖像通過根據由所述多次第一超聲傳播得到的m幀的回波信號，執行所述的亮度值保持算法，從而生成第一中間圖像，并根據由所述多次第一超聲傳播得到的n(m＜n)幀的回波信號，執行所述的亮度值保持算法，從而生成第二中間圖像；生成所述第二中間圖像與第一中間圖像之間的差分圖像；將所述第一中間圖像轉換為第一色彩，并且將所述差分圖像轉換為第二色彩；以及將所述轉換為所述第一色彩的所述第一中間圖像和所述轉換為第二色彩的所述差分圖像合成。
19.如權利要求17所述的圖像處理設備，其中所述亮度值保持算法是最大值保持算法，通過保持所述多幀之間空間對應的位置上的回波信號各值中的最大值，來生成所述第一顯示圖像。
20.如權利要求17所述的圖像處理設備，其中所述亮度值保持算法是加權更新算法，通過給所述多幀中鄰接的兩幀之間的空間對應位置上的每個所述回波信號加權，來生成所述第一顯示圖像。
全文摘要
一種超聲診斷設備，其通過在增強超聲成像中的預定時刻切換，執行高聲壓和低聲壓超聲傳播，并將在低聲壓下傳播得到的，像電影一樣的實時傳播的補償圖像，與在剛要切換至高聲壓傳播的低聲壓超聲傳播下得到的，以靜止圖片方式顯示的預曝光圖像并行顯示，從而使操作者了解微細血管級的結構。該設備還可以顯示任意時刻的低聲壓傳播得到的被選擇的圖像，而不是預曝光圖像。
文檔編號A61B8/06GK1550217SQ20041006317
公開日2004年12月1日 申請日期2004年4月28日 優先權日2003年4月28日
發明者神山直久 申請人:株式會社東芝, 東芝醫療系統株式會社