CN1269456C - 在多个图像系列之间调整时间相位的超声诊断装置 - Google Patents

Abstract

一种超声诊断装置包括一个声穿透器、一个接收器和一个处理器。配置声穿透器以便声穿透超声到待测者。配置接收器以便从待测者接收由超声产生的回波信号。处理器与接收器相通信。此外，配置处理器以便处理回波信号，从而获得第一条件下的第一图像系列和第二条件下的第二图像系列。也可以配置处理器以便测量第一图像系列上的第一物理量和第二图像系列上的第二物理量。进一步配置处理器基于第一物理量和第二物理量相对于第一图像系列的时间相位调整第二图像系列的时间相位。

Description

在多个图像系列之间调整 时间相位的超声诊断装置

                        相关申请

本申请根据和要求受益于在先日本专利申请No.P2002-176893，于2002年6月18日提出，在此结合其所有内容做为参考。

                        技术领域

本发明涉及一种在各个不同的条件下获取多个图像系列的超声诊断装置。该超声诊断装置用于调整多个图像系列之间的相位。本发明进一步涉及一种调整在医疗设备中获取的多个图像系列之间的时间相位的方法。

                        背景技术

一种超声诊断装置声穿透超声脉冲到一个病人或一个物体(这里称为待测者)。从内置在超声探针的传感器中产生超声脉冲。然后超声诊断装置使用超声传感器从待测者接收回波信号。由于待测者的组织中的声阻抗的差异出现了回波信号。

上述这样的诊断技术需要简单的操作，例如将超声探针接触待测者的身体表面。通常操作由医生等(以下称为操作者)来完成。因此，操作者能够简单的实时观察两维超声图像。超声技术广泛的应用于器官例如心脏的功能性和/或形态学的诊断。特别的，在用于心脏周围的区域上的超声诊断中，客观地和数量上评估心脏功能是非常重要的。因此，用于心脏诊断中的测量项目通常包括心脏组织的运动率、血流的速度、和心腔的面积和/或容积。

当诊断心脏的运动功能时，图像显示为移动图像，并且最好是要求以三维信息为基础做出诊断。为了达到这样的临床要求或需要，期待将来将实时三维扫描技术运用于实际应用中。然而目前使用从相对于心脏各个不同方向获取的多个两维移动图像来进行。包括以上述方式获得的各个移动图像的图像设法以相位调整的方式显示在信号显示器上。时间相位能够被定义为在心跳的重复周期中图像获取的时间。需要时间相位调整的一个例子可以是同时显示沿心脏长轴的X线断层照片和沿心脏短轴的X线断层照片。另一个例子可以是同时显示常规条件下的心脏的预定部分的移动图像和在运动负荷(stress)施加到待测者后立即获得的预定部分的移动图像。上述的其它例子可以被称为运动负荷超声心动描记法。

此外，存在一种根据相互正交的两个X断层照片测量心腔容积的技术。例如，分别以移动图像的形式获取四腔图图像数据和二腔图图像数据。这样，根据测量技术基于图像数据来测量心腔容积，四腔图图像可以表示为X线断层照片，该X线断层照片示出了心脏的两房和两室。二腔图图像可以表示为X线断层照片，该X线断层照片示出了心脏的一房和一室。

在具有检查这种心脏功能的目的的超声诊断技术中，调整两个移动图像之间的心脏搏动(心跳)的时间相位是重要的。在显示每个在不同的成像条件下的移动图像的情况下，或是在基于这样两个移动图像计算容积的情况下，尤其重要。在下文中，获取作为移动图像或图片的连续图像数据(时间序列图像数据)称为连续图像或连续图像数据。

上述超声诊断技术中，其中一般利用心跳同步技术，例如在超声图像获取过程中获取心电图描记复合波信息。换句话说，例如，与心电图描记复合波的R波相同步连续获取超声图像。根据以前的情况，在每个不同的条件下(例如四腔图图像获取和二腔图图像获取)使用心电图描记复合波获取超声图像数据。当复制和显示这些图像数据时，连续地显示了在四腔图图像获取条件下获得的图像数据和在二腔图图像获取条件下获得的图像数据，例如，并列在单个显示器上。那些图像数据的每一个用于在R波出现后的每个预定周期中获取的图像。此外，基于这些图像数据做出包括心腔的容积计算的各种测量。在这一点上，当选择预定时间相位中的图像时，同样非常普遍的是，设置超声图像的图像号(或帧号)以便确定选择的图像，以代替设置从R波出现经过的时间周期。根据R波出现的时间瞬间确定帧号。

如上所述，用于两种不同的连续图像的心跳同步技术的应用允许以时间相位显示两个心脏图像，每个心脏图像处于不同的条件下。这导致了通过超声脉冲在心脏功能的测量中的巨大改进。

然而，当根据心电图描记复合波以常规方式确定(或设置)超声图像的时间相位时，心电图描记复合波的R波之间的间隔不可能总是恒定的。特别的，承受心脏检查的待测者，像是患了心律不齐。进一步的，即使它是一个正常的健康人，在运动负荷施加到人身上后，心脏描记复合波R波之间的间隔，突出的短是很明显的。更更进一步，众所周知，在心脏疾病的一般情况下，心脏描记复合波的R波之间的间隔不是有规则的短和长，而宁可说是例如心脏收缩周期跟心脏舒张周期之间的比例不同。

常规技术的缺点将在图1中描述，作为示例关于预定的待测者心脏心电图描记复合波的心脏舒张周期临时改变。图1示出了根据本发明的现有技术的心电图描记复合波的两个预定的R波间隔之间连续图像关系示意图。图1中，图1(a)示出了心电图描记复合波，图1(b)示出了两个不同预定时间周期的连续图像的图像号(或两个预定R波间隔中的超声图像的帧号)。图1(c)示出了连续图像中的心腔容积。例如，在心脏图描记复合波的R波R1和R波R2(以下称为间隔R1-R2)之间的间隔的过程中连续获取四腔图的NO+1图像(第一图像系列)。同样，在心脏图描记复合波的R波R3和R波R4(以下称为间隔R3-R4)之间的间隔的过程中连续获取二腔图NO图像(第二图像系列)。在间隔R1-R2中，第一图像(图像1)可以在R波R1出现后的时间t1获取。第二图像(图像2)可以在R波R1出现后的时间t2获取。类似的，NO图像(图像NO)可以在R波R1出现后的时间tNO获取。在图1(c)中，在间隔R1-R2和R3-R4的每一个中的波峰到波谷的周期可以称为心脏收缩周期。进一步的，在间隔R1-R2和R3-R4的每一个中波谷到波峰的周期可以称为心脏舒张周期。波峰的时间可以称为结束心脏舒张的时间。波谷的时间可以称为结束心脏收缩的时间。

当进行运动负荷超声心动描记法时，运动前待测者的图像可以获取，例如，在间隔R1-R2过程中。类似的，运动后待测者的图像可以获取，例如，在R3-R4过程中。

通常，图像获取时间对于任何一个超声图像总是稳定的。因此，当在间隔R3-R4中心脏舒张周期短于间隔R1-R2中心脏舒张周期时，间隔R1-R2中结束心脏舒张的时间Q1可以对应于第一图像系列的(NO+1)图像(或帧)，这时间隔R3-R4中的结束心脏舒张时间Q2对应于第二图像系列的NO图像(或帧)。如上所述的例子，当心脏舒张周期和/或心脏收缩周期暂时改变时，如果根据在心电图描记复合波中各个R波出现之后的预定时间获得的图像解释时间相位，则正确的解释时间相位或第一图像系列和第二图像系列之间的关系是很困难的。如果根据包括在各个预定R波间隔中的图像的图像号(或帧号)解释这样的时间相位也是困难的。因此，引起了根据第一图像系列和第二图像系列进行调整显示时间相位和/或进行时间相位中各种测量的困难。

                         发明概要

根据本发明的第一方面，提供一种包括一个声穿透器，一个接收器和一个处理器的超声诊断装置。配置声穿透器以便声穿透超声到一个待测者。配置接收器以便从待测者接收超声产生的回波信号。处理器与接收器通信。进一步的，配置处理器以便处理回波信号，从而获得在第一条件下的第一图像系列和在第二条件下的第二图像系列。也可以配置处理器以便测量第一图像系列上的第一物理量和第二图像系列上的第二物理量。进一步配置处理器，基于第一物量值量和第二物理量相对于第一图像系列的时间相位以便调整第二图像系列的时间相位。

根据本发明的第二方面，提供一种包括一个声穿透器，一个接收器和一个处理器的超声诊断装置。配置声穿透器以便声穿透超声到一个待测者。配置接收器以便从待测者接收超声产生的回波信号。处理器与接收器通信。进一步的，配置处理器来处理回波信号以便声穿透时在第一条件下获得第一图像系列，和声穿透时在第二条件下获得第二图像系列。也可以配置处理器以便当已经获得第一图像系列时在第一预定周期中检测第一、第二和第三特征曲线时间和当已经获得第二图像系列时，在第二预定周期中检测第四、第五、第六特征曲线时间。进一步配置处理器以便根据第一至第六特征曲线时间，调整第一图像系列的时间相位和第二图像系列的时间相位。

根据本发明第三方面，提供一种包括一个发生器和一个处理器的医疗图像装置。配置发生器以便产生在第一条件下的第一系列医疗图像和在第二条件下的第二系列医疗图像。处理器与发生器通信。进一步的，配置处理器以便测量第一系列医疗图像上的第一物理量和第二系列医疗图像上的第二物理量，并根据第一物理量和第二物理量，相对于第一系列医疗图像的时间相位调整第二系列医疗图像的时间相位。

根据本发明的第四方面，提供一种接收在医疗设备中获得的一系列医疗数据的数据处理器。处理器包括一个接口和一个处理器。配置接口以便在医疗设备中接收在第一条件下获得的第一系列医疗数据和在医疗设备中在第二条件下获得的第二系列医疗数据。配置处理器以便测量在第一系列医疗数据上的第一物理量和在第二系列的医疗数据上的第二物理量，并根据第一物理量和第二物理量，相对于第一系列医疗数据的时间相位调整第二系列医疗数据的时间相位。

根据本发明第五方面，提供一种相对于在医疗设备中在第一条件下获得的第一医疗数据系列的时间相位，调整在医疗设备中在第二条件下获得的第二系列医疗数据的时间相位的方法。此方法包括步骤：测量在第一系列医疗数据上的第一物理量；测量在第二系列医疗数据上的第二物理量；并根据第一物理量和第二物理量调整相对于第一系列医疗数据的时间相位的第二系列医疗数据的时间相位。

根据本发明的第六方面，提供一种计算机程序产品，在其上面存储用于相对于在医疗设备中在第一条件下获得的第一系列医疗数据的时间相位，调整在医疗设备中在第二条件下获得的第二系列医疗数据的时间相位的计算机程序。计算机程序具有指令，当执行时，完成步骤：测量在第一系列医疗数据上的第一物理量；测量在第二系列医疗数据上第二物理量；并根据第一物理量和第二物理量调整相对于第一系列医疗数据的时间相位的第二系列医疗数据的时间相位。

根据本发明的第七方面，提供一种包括一个发生器和一个处理器的医疗图像装置。配置发生器以便在第一周期过程中产生第一系列医疗图像和在不同于第一周期的第二周期过程中产生第二医疗图像。处理器与发生器相通信。进一步的，配置处理器以便测量在第一系列医疗图像上的第一物理量和在第二系列医疗图像上的第二物理量，并根据第一物理量和第二物理量调整相对于第一系列医疗图像的时间相位的第二系列医疗图像的相位。

根据发明的第八方面，提供一种调整多个图像系列之间的时间相位的医疗诊断装置。该装置包括一个发射器，一个接收器，一个处理器和一个记忆存储装置。配置发射器以便提供第一信号到一个待测者。配置接收器以便从待测者接收与第一信号有关的第二信号。处理器与接收器通信，从接收器接收第二信号。记忆存储装置耦合到处理器。进一步的，记忆存储装置存储图像系列。也可以操作处理器以便从第二信号产生多个数据组并在记忆存储装置中存储每个数据组为图像系列。操作处理器以便从每个图像系列中确定一个轮廓(profile)。也可以操作处理器以便更进一步根据从第一图像系列和第二图像系列的每一个确定的物理量的比较，调整相对于第二图像系列的轮廓的第一图像系列的轮廓。

                         附图说明

参考以下详细的描述，连同附图一起考虑，可以简单的得出本发明的实施例的更完整的评价和它很多附带的优点，其中：

图1是示出了根据本发明的现有技术的心电图描记复合波的两个预定的R波间隔之间的连续图像的关系的示意图；

图2是示出了根据本发明的第一实施例的超声诊断装置典型构造的结构图；

图3是示出了根据本发明的第一实施例的用于获取连续图像数据的过程的例子的流程图；

图4是示出了根据本发明的第一实施例的用于时间相位调整的过程的例子的流程图；

图5A是示出了根据本发明的第一实施例的用于说明心腔容积测量的连续B模式图像数据的例子的示意图；

图5B是示出了根据本发明第一实施例的说明关于心腔容积测量的柱体(column)模型的例子的示意图；

图6是示出了根据本发明的第一实施例的用于更详细说明心腔容积测量的连续B模式图像数据的例子的示意图；

图7是示出了根据本发明的第一实施例的用于说明心腔容积测量的两种连续B模示图像数据的每一种的例子的示意图；

图8是示出了根据本发明的第一实施例连续图像数据和时间序列容积变化图之间的关系的例子的示意图；

图9是示出了根据本发明的第一实施例的两种连续B模示图像数据之间的时间相位调整的例子的示意图；

图10是示出了根据本发明第一实施例的在时间相位调整之前和之后的时间序列容积变化的示意图；

图11是示出了根据本发明第二实施例的根据时间相位调整同时显示的过程的例子的流程图；

图12是根据本发明第二实施例的时间相位调整第一和第二连续图像的并列显示的例子的示意图；

图13是根据本发明的第二实施例的时间相位调整第一和第二连续图像的并列显示缩略图(thumbrail)的例子的示意图；

图14是根据本发明第二实施例的在缩略图显示后并列显示的例子的示意图；

图15是根据本发明第二实施例的时间相位调整三种连续图像的的并列显示缩略图的另一个例子的示意图；

图16是根据本发明的实施例心腔容积数据、心电图数据和心音图数据之间的关系的例子的图；

图17是根据本发明实施例的数据处理器的典型构造的结构图。

                      具体实施方式

参考附图描述本发明的实施例。

(第一实施例)

参考附图2至10描述根据本发明的第一实施例的超声诊断装置。在本发明的第一实施例中，对于包括在两(个)连续图像数据(或两个不同图像系列)的每个图像测量心腔内部空间的容积。对于同一个待测者分别在两个不同条件下获得两个连续图像数据。两个连续图像数据可以包括第一连续图像数据和第二连续图像数据。第一连续图像数据可以表示为心脏的四腔图的各种时间序列方式。第二连续图像数据可以表示为心脏的二腔图的各种时间序列方式。四腔图是与二腔图正交的心脏的图。该图由超声扫描产生。在容积测量后，根据包括在第一连续图像数据中的图像的四腔图上测量的容积暂时的响应，分别确定心脏的第一心脏收缩周期和第一心脏舒张周期。类似的，根据包括在第二连续图像数据中的图像的二腔图上测量的容积暂时的响应，分别确定心脏的第二心脏收缩周期和第二心脏舒张周期。因此，根据对应于第一心腔收缩周期，第一心脏舒张周期，第二心脏收缩周期和第二心脏舒张周期的每一个的周期中获得的图像的数目，第二连续图像数据的时间相位可以调整为第一连续图像的时间相位。进一步的，在时间相位调整后，使用根据第一连续图像数据和第二连续图像数据的调整的时间相位所计算的第三连续图像数据，可以测量心腔内部的空间的容积。

图2是示出了根据本发明的第一实施例的超声诊断装置的典型构造的结构图。超声诊断装置可以包括一个超声探针1，一个超声传输单元2，一个超声接收单元3，一个B模式处理单元4，一个多普勒模式处理单元5，一个图像测量单元6，一个输入单元7，一个显示单元8，和一个***控制单元9。

超声探针1可以发送(或声穿透)超声脉冲，并从待测者接收当超声探针接触到待测者的身体表面时由发送的超声脉冲产生的回波信号。超声探针1包括一个包含多个一维排列的超声微传感器的尖端。微传感器是电声的传感器元件。在发送中微传感器转换电子脉冲为超声脉冲。进一步的，在接收中微传感器转换超声脉冲为电子脉冲。超声探针1常常配置为小型的和轻型的，并通过电缆连接到超声传输单元2和超声接收单元3。操作者能够根据一个要诊断的部分从例如扇区扫描，线性扇区扫描和凸形扫描中选择超声探针的一种类型。在以下的描述中，将描述有关使用扇区扫描的一个例子的超声探针1。

超声传输单元2可以产生用于生成超声脉冲的驱动信号。超声传输单元2可以包括一个速率脉冲发生器11，一个发送延迟电路12和一个脉冲器13。速率脉冲发生器11产生确定声穿透到待测者的身体的超声脉冲的重复周期的速率脉冲(rate pulse)。产生的速率脉冲提供到发送延迟电路12。发送延迟电路12是一个确定传输中超声波束的收敛距离和偏移角度的延迟电路。进一步的，发送延迟电路12可以包括多个独立的延迟电路。使用的独立的延迟电路数目可以确定为与传输中使用的超声传感器的数目相同。发送延迟电路12向产生的速率脉冲提供延迟时间用于使超声脉冲收敛为预定深度。这是为了在传输中获得超声波束的狭窄的宽度。发送延迟电路12进一步向产生的脉冲提供另一个延迟时间用于在预定的方向上传送超声脉冲。延迟的速率脉冲提供到脉冲器13。脉冲器13是一个产生用于驱动超声传感器的高压脉冲的驱动电路。脉冲器13可以包括多个独立的驱动电路。使用的独立的驱动电路的数目可以确定为与传输中使用的超声传感器的数目相同，类似于发送延迟电路12。

传感器接收电路3可以从待测者接收超声回波信号。超声回波信号得自声穿透到待测者中的超声脉冲。超声接收电路3可以包括一个前置放大器14，接收延迟电路15，和一个加法器16。前置放大器14放大通过超声传感器转换为电子脉冲的小信号并获得具有很好的“信号噪声比”(S/N)的电子脉冲。接收延迟电路15给前置放大器14的输出信号一个延迟时间，用于从预定深度(输出信号)收敛超声回波信号，以便在接收中获得一个超声波束的狭窄的宽度。接收延迟电路15进一步给输出信号另一个延迟时间用于在预定方向上连续偏移超声波束和在待测者上扫描。接收延迟电路15向加法器16提供给出上述延迟时间和上述另一延迟时间的输出信号。加法器16相加多个输出信号，并因此输出所述多个输出信号作为一个超声数据信号。

B模式处理单元4可以处理该一个超声数据信号以便准备一个B模式图像数据。B模式处理单元4可以包括一个对数变换器17，一个包络检波器18，和一个模拟到数字转换器(以下称为A/D转换器)19。对数变换器17完成一个超声数据信号的振幅上的对数变换，以便在比较中加重超声数据信号的薄弱万分。一般的，从声穿透的待测者接收的信号具有一个大于80dB的很宽动态范围的振幅。因此，为了在具有狭窄的动态范围的正规TV监测器上显示从声穿透待测者接收的信号，完成信号上一个振幅压缩以便加重信号的薄弱成分是非常重要的。包络检波器18检测一个已经完成了对数变换的超声数据信号。包络检波器18进一步除去包络检测的信号的超声频率分量并只检测已经除去超声频率分量的信号的一个振幅。A/D转换器19转换包络检波器18的一个输出信号为一个数字信号。数字信号表示B模式信号。

多普勒模式处理单元5可以处理该一个超声数据信号，以便准备一个彩色多普勒图像数据或一个组织多普勒图像数据。多普勒模式处理单元5可以包括一个参考信号发生器20，一个π/2移相器21，混频器22-1和22-2，低通滤波器23-1和23-2，和A/D转换器24-1和24-2，一个多普勒信号存储器25，一个快速付立叶变换(以下称为FFT)分析器26，和计算器27。多普勒模式处理单元5主要完成正交解调和FFT分析。

所述一个超声数据信号输入到混频器22-1的第一输入终端并且也输入到混频器22-2的第一输入终端。参考信号发生器20具有一个几乎与超声数据信号相同的频率。参考信号发生器20输出一个直接提供到混频器22-1的第二终端的参考信号。参考信号还提供到π/2移相器21。π/2移相器21将参考信号的相位移相并提供给混频器22-2的第二终端一个π/2相移参考信号。混频器22-1和22-2的输出信号提供到低通滤波器23-1和23-2。低通滤波器23-1除去参考信号的频率和一个超声数据信号的频率之间的和数分量。因此，参考信号的频率和一个超声数据信号的频率之间的差分分量由低通滤波器23-1抽取。类似的，低通滤波器23-2除去π/2相移参考信号的频率和一个超声数据信号的频率之间的和数分量。因此，π/2相移参考信号的频率和一个超声数据信号的频率之间的差分分量由低通滤波器23-2抽取。

A/D转换器24-1转换低通滤波器23-1的输出为数字信号。类似的，A/D转换器24-2转换低通滤波器23-2的输出为数字信号。换句话说，正交解调产生的输出由A/D转换器24-1和24-2转换为数字信号。在提供到FFT分析器26之前，正交解调产生的数字化的输出临时保存在多普勒信号存储器25。FFT分析器26完成对数字化输出的FFT分析。计算器27计算从FFT分析器26获得的频谱的中心，一个展开式(expansion)等等。

图像测量单元6可以调整分别在不同条件下获取的两种或多种连续图像的相位。在下面的描述中，将描述两种连续图像用于解释本发明的第一实施例。然而，连续图像的数目(种类)不可以被限定为只有两个。

图像测量单元6可以包括一个存储器28，一个处理器29，和一个显示存储器30。存储器28可以包括一个图像存储器和一个辅助存储器。图像存储器存储图像数据。辅助存储器存储测量数据，例如心腔的容积，直径等。更详细的，图像存储器可以存储在它们的时间相位调整前已经获取的连续图像数据。图像存储器可以进一步存储在它们的时间相位调整后获取的连续图像数据。辅助存储器可以存储从在它们的时间相位调整前已经获取的连续图像数据获得的容积数据。辅助存储器更进一步存储从在它们的时间相位调整后获得的连续图像数据获取的容积数据。顺带的，图像存储器可以存储B模式图像数据，多普勒模式图像数据，和同步B模式图像数据和D模式图像数据的图像数据，作为心脏的连续图像数据。然而，一般的将B模式图像数据用于心腔的容积测量。

处理器29连续的读出存储在存储器28中的两种连续图像数据的每个图像并测量包括在每一个图像中的心腔的容积。进一步的，处理器29计算两种连续图像数据的每一个的时间序列的容积转变。在每一个时间序列容积转变中，处理器29确定一个或多个转变的波峰(最大值)和一个或多个转变的波谷(最小值)。因此，处理器29根据确定的波峰和波谷确定心脏的心腔收缩周期和心脏舒张周期。在周期确定后，处理器29比较包括在一个连续图像数据的心脏收缩周期中的图像数目和包括在另一个连续图像数据的心脏收缩周期中的图像数目。类似的，处理器29比较包括在一个连续图像数据的心脏舒张周期中的图像数目和包括在另一个连续图像数据的心脏舒张周期中的图像数目。根据上面的比较，处理器29调整一个连续图像数据和另一个连续图像数据的时间相位。为了测量(或计算)心腔的容积，心腔可以通过自动轮廓跟踪(以下称为ACT)方法抽取。另外，改进的辛普森(Modified-Simpson)技术可以用于该测量计算。

存储器28中的辅助存储器存储处理器29计算的容积数据和在用于获得容积数据的处理中计算的各种测量数据，例如心腔的直径。处理器29还可以使用两种连续图像数据调整的时间相位测量心腔的容积，作为用于诊断的最终测量结果。

显示存储器30临时存储将显示在显示单元8的图像和数据，例如将显示在显示单元8上的示出时间序列容积转变等的图。图像，例如实时获得的B模式图像和/或多普勒模式图像临时存储在显示存储器30，然后显示在显示单元8。

输入单元7可以在操作控制板上有一个键盘，一个跟踪球，一个鼠标等。操作者可以操作输入单元7以便输出或选择待测者信息和超声诊断装置的成像(或扫描)条件。条件可以包括，例如在单位时间获取的图片数目，一个周期或一个用于获取一个连续图像数据的间隔，和/或任何其它可能涉及图像获取和测量的条件。

显示单元8可以包括一个显示电路31和一个监测器32。***控制单元9控制显示存储器30来读出在它们的时间相位调整前已经获取的连续图像数据，在它们的时间相位调整后获取的连续图像数据，心腔的时间序列容积转变的数据，等等。显示单元31转换读出的数据为数字信号并转换为TV格式。转换的数据显示在监测器32上。

***控制单元9可以包括一个中央处理单元(以下称为CPU)和一个存储器。系列控制单元9可以控制超声传输单元2，超声接收单元3，B模式处理单元4，多普勒模式处理单元5，图像测量单元6，等等。***控制单元9还可以控制整个超声诊断装置。特别的，当操作者操作输出单元7时，根据操作的各种命令信号提供到CPU。进一步的，在出厂时暂时确定的各种控制数据存储在存储器28作为初始信号。由操作者从输入单元7提供的条件还可以存储在存储器28。

接着，参考附图2和3，描述根据本发明的第一实施例的获取连续图像数据的过程。应该指出的是图3示出了只在一个条件下(即，用于只获取一种连续图像数据的过程)获取连续图像数据的过程。在另一个条件下的连续图像数据能够以类似图3示出的过程的方式获取。图3示出了根据本发明的第一实施例的用于获取连续图像数据的过程的例子的流程图。

图像获取前，操作者可以操作输入单元7并选择一个超声探针作为超声探针1来使用。操作者还可以操作输入单元7并确定各种成像条件，例如超声诊断装置的条件，用于获取一个连续图像数据的周期或间隔，和在一个单位时间内获取的图像(或帧)的数目。确定的条件发送并存储在***控制单元9的存储器中(步骤S1)。根据本发明第一实施例，用于心脏的扇区(sector)探针选择为超声探针1并获取四腔图的连续图像数据和二腔图的连续图像数据。每个连续图像数据的获取间隔可以，例如确定为等价于几个心跳。在这样的确定后，根据确定的条件，成像模式在超声诊断装置中自动设置。

操作者可以固定超声探针1到适于成像心脏的四腔图的待测者身体的一部分。因此，启动扫描来获取四腔图的第一(m＝1)图像数据。第一图像数据可以在预定时间(t＝t1)获得(步骤S2)。实践中，操作者可能观察显示在监测器32中的两维图像数据并确定固定超声探针1的合适的位置。允许以类似于图3示出的过程的下面的过程的方式观察。

在超声传输中，速率脉冲发生器11同步从***控制单元9提供控制信号。速率脉冲发生器11产生确定声穿透到待测者身体的超声脉冲的重复周期的速率脉冲。产生的速率脉冲提供到发送延迟电路12。发送延迟电路12是一个确定传输中超声波束的收敛距离和偏移角度的延迟电路。进一步的，发送延迟电路12可以包括多个独立的延迟电路。使用的独立的延迟电路数目可以确定为与传输中使用的超声传感器的数目相同。发送延迟电路12向产生的速率脉冲提供延迟时间用于使超声脉冲收敛为预定深度。这是为了在传输中获得超声波束的狭窄的宽度。发送延迟电路12进一步向产生的脉冲提供另一个延迟时间用于在预定的方向(θ:θ＝θ1)上传送超声脉冲。可以在N方向上传输用于获取第一图像数据(Ix1)。上述方向θ1只是一个第一(n＝1)方向。延迟速率脉冲提供到脉冲器13。

脉冲器13可以包括多个独立的驱动电路。使用的独立的驱动电路的数目可以确定为与传输中使用的超声传感器的数目相同，类似于发送延迟电路12。脉冲器13通过响应驱动速率脉冲产生的用于驱动超声传感器的脉冲来驱动超声探针1中配置的超声传感器。因此，超声脉冲声穿透到待测者身体的内部。声穿透到待测者身体的部分超声波通常从待测者身体内的组织或器官之间的边缘反射，其中它们的声阻抗是不同的。进一步的，当部分超声波从移动反射体反射，例如血细胞和心壁，它的超声频率服从多普勒相移。

从待测者身体内的组织反射的超声波可以作为超声回波信号由超声传感器接收。详细的，每个超声回波信号可以由每个超声传感器接收，该传感器声穿透一个引起每个超声回波信号的超声波。接收的超声回波信号转换为电子信号。转换的电子信号由前置放大器14放大。前置放大器可以包括多个放大元件。使用的放大元件的数目确定为与接收中使用的超声传感器的相同。接收延迟电路15接收前置放大的信号。在接收延迟电路15中，与使用的超声传感器的相同数目的延迟电路可以用于接收中。

接收延迟电路15给接收的信号一个延迟时间用于从预定深度(接收信号)收敛超声回波信号，以便接收中获得一个超声波束的狭窄的宽度。接收延迟电路15进一步给接收信号另一个延迟时间用于接收具有预定方向(θ＝θ1)的强大方向性的特性的超声波束。接收延迟电路15向加法器16提供给出上述延迟时间和上述另一延迟时间的输出信号。加法器16相加(或统一)多个通过前置放大器14和接收延迟电路15提供的接收信号。因此多个输出信号输出到B模式处理单元4和多普勒模式处理单元5作为一个超声数据信号(步骤3)。

在B模式处理单元4中，对数变换器17在所述一个超声数据信号上完成对数变换。包络检测器18检测一个变换的超声数据信号的包络。所述一个超声数据信号通过A/D转换器19转换为数字信号。数字信号通过存储器28发送到显示存储器30，并存储在显示存储器30中作为第一方向B模式图像信号(步骤S4-1)。

在多普勒模式处理单元5中，在一个超声数据信号上完成正交解调。解调信号通过混频器22-1和22-2和低通滤波器23-1和23-2转换为复(complex)信号。复信号由A/D转换器24-1和24-2转换为数字信号并存储在多普勒信号存储器25中。对于多普勒模式处理，通过声穿透超声波扫描可以在相同的方向(θ1)完成多次。结果，获得多个接收的信号。对于每个接收信号，完成上述的处理，因此，多个数字复信号存储在多普勒信号存储器25中。FFT分析器26基于存储在多普勒信号存储器25中的多个数字复信号分别获得频谱。计算器27计算并确定频谱的中心(即，器官移动和/或血流的平均速度)。计算的结果通过存储器28发送到显示存储器30并存储在显示存储器30作为第一方向多普勒模式图像数据(步骤S4-2)。

在步骤S4-1和S4-2的存储后，预定方向θ以遵循公式(θ＝θ+Δθ)的方式改变为第二预定方向。由于预定方向是θ1，第二预定方向(θ)变为θ1+Δθ。表示扫描方向的数目的“n”也一个一个增加(n＝n+1)。因此，第二预定方向(θ1+Δθ)变为第二(n＝2)方向(步骤S5)。重复在步骤S4-1，S4-2和S5中描述的处理直到“n”变为N(步骤S6)以便在N预定方向上完成扫描(从预定方向(θ1)到第N预定方向(θ1+(N-1)Δθ))。通过声穿透超声波和接收超声回波信号对待测者身体完成实时的N方向的扫描。在扫描期间，***控制单元9控制发送延迟电路12和接收延迟电路15以便根据N预定方向改变它们的延迟时间。对于N方向，在步骤S4-1和S4-2中获取N方向B模式图像数据和N方向多普勒模式图像数据。

在显示存储器30中***控制单元9控制来连续的存储步骤S4-1和S4-2中获取的N方向B模式图像数据和N方向多普勒模式图像数据。当已经完成了N方向扫描，根据N方向B模式图像数据产生第一B模式图像(或帧)数据(Ixm＝Ix1)。进一步的，根据N方向多普勒模式图像数据产生第一多普勒模式图像(或帧)数据。更进一步的，根据第一B模式图像数据Ix1和第一多普勒模式图像数据产生第一同步图像数据。第一同步图像数据通过显示电路31在监测器32中显示为第一同步图像。第一B模式图像数据Ix1，第一多普勒模式图像数据和第一同步图像数据存储在存储器28中(步骤S7)。第一B模式图像数据Ix1和/或第一多普勒模式图像数据还可以显示在监测器32中。

在第一同步图像数据显示和存储后，通过更新图像号“m”(m＝m+1)准备用于第二同步图像数据的过程，以便四腔图的第二同步图像数据以及第二B模式图像数据(Ixm＝Ix2)和第二多普勒模式图像数据在预定的时间上(t＝tm＝t2)获取(步骤S8)。

重复在步骤S3至S8描述的过程直到同步图像数及第二B模式图像数据和第二多普勒模式图像数据的进一步获取。在获取第M同步图像数据后，在步骤S8图像号“m”再一次增加1，变为“M+1”(m＝M+1)。这是在步骤S9中确定的。因此，在预定时间t1和预定时间tM之间的周期中获取M同步图像数据(以下称为第一连续图像数据)及MB模式图像数据(以下称为第一连续B模式图像数据)(Ix1至IxM)和M多普勒模式图像数据(以下称为第一连续多普勒模式图像数据)。该周期可以包括几个心跳(对应于两个R波的至少两个心跳)的周期。两个R波之间获取的图像的数目通常大约30到100。第一连续图像数据通过显示存储器30和显示电路31发送到监测器32。在监测器32中，第一连续图像数据实时的连续显示为第一连续图像。第一连续B模式图像数据(Ix1至IxM)，第一连续多普勒模式图像数据，和第一连续图像数据存储在存储器28中。第一连续B模式图像数据(Ix1至IxM)和/或第一连续多普勒模式图像数据还可以显示在监测器32中。响应于存储，心脏的四腔图的超声成像结束(步骤S10)。

对于心脏的二腔图，根据图3解释的那些相同的过程获取图像数据。对于心脏的二腔图，操作者需要在超声探针1的轴的周围从用于四腔图的固定的位置转动超声探针1大约90度，如果必要的话，还稍微调整相对于待测者的身体表面的位置，角度，和/或超声探针的方向。***控制单元9控制超声诊断装置的每个单元以获得有关二腔图的多个B模式图像数据，多个多普勒模式图像数据，和多个同步图像数据。例如当B模式图像数据的数目与第一连续B模式图像数据的数目(M)相同，MB模式图像数据可以以类似第一连续B模式图像数据(Ix1至IxM)的方式定义为第二连续B模式图像数据(Iy1至IyM)。在一些情况下，B模式图像数据的数目可以选择不同于第一连续B模式图像数据的。多普勒模式图像数据的数目与第二连续B模式图像数据的数目(M)相同，M多普勒模式图像数据以下可称为第二连续多普勒模式图像数据。进一步的，同步图像数据的数目与第二连续B模式图像数据的数目(M)相同。M同步图像数据以下可称为第二连续图像数据。第二连续图像数据通过显示存储器30和显示电路31发送到监测器32。在监测器32，第二连续图像数据实时的连续显示为第二连续图像。第二连续B模式图像数据(Iy1至IyM)，第二连续多普勒模式图像数据，和第二连续图像数据存储在存储器28中。第二连续B模式图像数据(Iy1至IyM)和第二连续多普勒模式图像数据还可以显示在监测器32中。响应于存储，心脏的二腔图的超声成像结束。

当已经获得两种连续图像数据(第一连续图像数据和第二连续图像数据)时，处理器29将开始根据心腔的容积测量调整第一连续图像数据的时间相位(以下称为第一时间相位)和第二连续图像数据的时间相位(以下称为第二时间相位)。参考图2和4至7描述这样的时间相位调整。图4是示出了根据本发明的第一实施例的用于时间相位调整的过程的例子的流程图。图5A是示出了根据本发明的第一实施例的用于解释心腔的容积测量的第一连续B模式图像数据的例子的示意图。图5B是示出了根据本发明的第一实施例的有关心腔的容积测量的柱体(column)模型的例子的示意图。更详细的，图5A示出了根据本发明的第一实施例的一个第一连续图像中的心脏的四腔图中示出的左心室的容积测量技术的例子。

处理器29从存储在存储器28中的第一连续B模式图像数据(Ix1至IxM)读出四腔图的第一B模式图像数据Ix1(步骤S11)。处理器29使用轮廓抽取技术来抽取第一B模式图像数据Ix1中的心腔(例如，左心室)内层(lining)。例如，心腔内层可以通过处理器29使用ACT方法抽取。ACT方法已经众所周知，例如，在包括在1988年出版的名为“Medical Review No.71”的文献的文章中。该(文献的50-54页)由Nishiura et al.写出，题为“Automatic Extractionof Ultrasound Heart Wall Contour，Using an ACT Technique”(非正式翻译)。如图5A所示，处理器29根据ACT方法抽取心腔内层的轮廓并因此从抽取的轮廓检测二尖瓣环。进一步的，处理器29根据二尖瓣环确定在心腔的纵向上的长轴52。例如，当沿长轴52的心腔内层的高度是h时，长轴52的长度也是h。可以在预定的点hj(j＝1至J)分割长轴52为具有相同长度Δh(Δh＝h/J)的预定数目J(例如J＝20)的线段。这样，就可能处理心腔的内部空间为预定数目J的每个具有一个沿长轴52的相同的高度Δh的块的集合。当在预定的点hj垂直于长轴52的线画到心腔内层时，垂直线在点C1和C2上与心腔内层交叉。处理器29还计算点C1和C2之间的垂直线的长度A_j。长度h，长度A_j和任何其他上述有关的数据，如果必要的话，存储在存储器28的辅助存储器。在上述的条件下J块的一个块j可以假设为包括高度Δh和具有直径A_j的圆表面的柱体。因此，块j的容积V_Aj能够通过公式估计：

V_Aj＝Δh×π(A_j/2)²

在这种假设中，根据本领域熟知的改进的辛普森技术，内部空间的容量Vx1能够近似为在所有的J块上总计容积VAj的结果(Vx1＝V_A1+V_A2+…+V_Aj)，如图5B所示。这用下面的公式表示：

Vx1＝∑V_Aj(j＝1至J)

＝∑Δh×π(A_j/2)²(j＝1至J)      (1)

使用改进的辛普森技术的容积测量(计算)的细节在包括在2001年出版的名为“Echocardiography Vol.2，No.3”的文献的文章中描述。该文章(文献的192-197页)由Takeuchi et al.写出，题为“Accurate Measurement Techniqueof Heart chamber Size，2)Atriums”(注意，这是不正式的翻译)。因此，这里省略了进一步详细解释的计算。

图6是示出了根据本发明的第一实施例的用于更详细的解释心腔容积测量的一个第二连续B模式图像数据的例子的示意图。如图6所示，为了获得内部空间的更准确的容积，上述直径A_j可以如下的计算。

J块的一个块j通常不是一个正规的柱体。换句话说，一个块J具有假设为具有直径a_j(j＝1至J)的圆的下表面和假设为具有直径a_j-1的圆的上表面。当“j”表示为一个奇数时，直径a_j是以奇数顺序出现的表面的直径，而这时直径a_j-1是以偶数顺序出现的表面的直径。同样的，当“j”表示为一个偶数时，直径a_j是以偶数顺序出现的表面的直径，而这时直径a_j-1是以奇数顺序出现的表面的直径。如上所述，一个块j的高度可以定义为Δh(Δh＝h/J)。因此，如果一个把在一个块j的高度Δh/2上的直径(A_j)作为每个下表面的近似的直径和上表面近似的直径，直径A_j可以表示为(a_j-1+a_j)/2。这意味着一个块j可以假设为包括高度Δh和具有直径A_j(A_j＝(a_j-1+a_j)/2)圆表面的柱体。因此公式(1)能够由下面的公式(2)替代：

Vx1＝∑Δh×π(((a_j-1+a_j)/2)/2)²(j＝1至J)   (2)。

由于高度Δh已经定义为Δh＝h/J，公式(2)中的容积Vx1可以进一步的重写为如下的公式(3)：

Vx1＝(πh/16)∑(a_j-1+a_j)²(j＝1至J)          (3)。

处理器29发送在上述计算中计算的容积Vx1到存储器28。在存储器28中，容积Vx1存储在辅助存储器中(步骤S12)。

在包括在第一连续B模式图像数据(Ix1至IxM)中的四腔图的第一B模式图像数据Ix1的容积计算(或测量)后，第二连续B模式图像数据Ix2由处理器29从存储器28读出。再一次，处理器29使用轮廓抽取技术来抽取第二B模式图像数据Ix2中的心腔内层。对于第二B模式图像数据Ix2中内层抽取的心腔与第一B模式图像数据Ix1中的相同。心腔的内部空间的容积Vx2以类似于第一B模式图像数据Ix1中的容积Vx1的方式获得。反复类似的过程，处理器29获得对于第三至第M B模式图像数据的容积Vx3至VxM。当每个容积Vx2至VxM获得时，容积Vx2至VxM分别存储在存储器28的辅助存储器中(步骤S11至S12)。

然后，处理器29从存储在存储器28中的第二连续B模式图像数据(Iy1至IyM)读出二腔图的第一B模式图像数据Iy1(步骤S13)。处理器29使用轮廓抽取技术来抽取第一B模式图像数据Iy1中的心腔内层。对于第二连续B模式图像数据(Iy1至IyM)中内层抽取的心腔与第一连续B模式图像数据(Ix1至IxM)中的相同。

例如，心腔内层可以通过处理器29使用ACT方法抽取。如对第一连续B模式图像数据(Ix1至IxM)描述的，处理器29根据ACT方法抽取心腔内层的轮廓并因此从抽取的轮廓检测二尖瓣环。进一步的，处理器29根据二尖瓣环确定在心腔的纵向上的长轴。例如，当沿长轴的心腔内层的高度是h时，长轴的长度也是h。可以在预定的点hj(j＝1至J)分割长轴为具有相同长度Δh(Δh＝h/J)的预定数目J的线段。这样，就可能处理心腔的内部空间为预定数目J的每个具有一个沿长轴的相同高度Δh的块的集合。当在预定的点hj垂直于长轴的线画到心腔内层时，垂直线在两个点上与心腔内层交叉。处理器29还计算两个点之间的垂直线的长度B_j。长度h，长度Bj和任何其他上述有关的数据，如果必要的话，存储在存储器28的辅助存储器。在上述的条件下J块的一个块j可以假设为包括高度Δh和具有直径B_j的圆表面的柱体。因此，块j的容积VBj能够通过公式估计：

V_Bj＝Δh×π(B_j/2)²

在这种假设中，根据本领域熟知的改进的辛普森技术，内部空间的容量Vy1能够近似为在所有的J块上总计容积V_Bj的结果(Vy1＝V_B1+V_B2+…+V_Bj)。这用下面的公式表示：

Vy1＝∑V_Bj  (j＝1至J)

   ＝∑Δh×π((B_j/2)²(j＝1至J)        (4)。

图7是示出了根据本发明的第一实施例的用于解释心腔的容积测量的两种连续B模式图像数据的每种的例子的示意图。图7(a)示出了一个第一连续B模式图像数据。图7(b)示出了一个第二连续B模式图像数据。

类似于第一连续B模式图像数据，为了获得内部空间的更准确的容积，上述直径B_j可以如下计算。

J块的一个块j通常不是一个正规的柱体。换句话说，一个块J具有假设为具有直径b_j(j＝1至J)的圆的下表面和假设为具有直径b_j-1的圆的上表面，如图7(b)所示。当“j”表示为一个奇数时，直径b_j是以奇数顺序出现的表面的直径，而这时直径b_j-1是以偶数顺序出现的表面的直径。同样的，当“j”表示为一个偶数时，直径b_j是以偶数顺序出现的表面的直径，而这时直径b_j-1是以奇数顺序出现的表面的直径。如上所述，一个块的高度可以定义为Δh(Δh＝h/J)。因此，如果把在块j的高度Δh/2上的直径(B_j)作为每个下表面的近似的直径和上表面近似的直径，直径B_j可以表示为(b_j-1+b_j)/2。这意味着一个块j可以假设为包括高度Δh和具有直径B_j(B_j＝(b_j-1+b_j)/2)的圆表面的柱体。因此公式(4)能够由下面的公式(5)替代：

Vy1＝∑Δh×π(((b_j-1+b_j)/2/2)²(j＝1至J)     (5)。

由于高度Δh已经定义为Δh＝h/J，公式(5)中的容积Vy1可以进一步的重写为如下的公式(6)：

Vy1＝(πh/16)∑(b_j-1+b_j)²      (j＝1至J)     (6)。

处理器29发送在上述计算中计算的容积Vy1到存储器28。在存储器28中，容积Vy1存储在辅助存储器中(步骤S14)。

在包括在第二连续B模式图像数据(Iy1至IyM)中的二腔图的第一B模式图像数据Iy1的容积计算(或测量)后，第二连续B模式图像数据Iy2由处理器29从存储器28读出。再一次，处理器29使用轮廓抽取技术来抽取第二B模式图像数据Iy2中的心腔内层。对于第二B模式图像数据Iy2中内层抽取的心腔与第一B模式图像数据Iy1中的相同。心腔的内部空间的容积Vy2以类似于第一B模式图像数据Iy1中的容积Vy1的方式获得。反复类似的过程处理器29获得对于第三至第MB模式图像数据的容积Vy3至VyM。当每个容积Vy2至VyM获得时，容积Vy2至VyM分别存储在存储器28的辅助存储器中(步骤S13至S14)。

在获得四腔图中的容积(或容积数据)Vx1至VxM和二腔图中的Vy1至VyM后，***控制单元9控制在显示存储器30中暂时存储容积Vx1至VxM和Vy1至VyM。然后，存储的容积Vx1至VxM和Vy1至VyM通过显示电路31以时间序列容积转变的形式显示在监测器32(步骤S15)。

图8示出了根据本发明的第一实施例的连续图像数据和时间序列容积转变图之间的关系的例子的示意图。图8(a)示出了四腔图的第一连续B模式图像数据。图8(a)进一步示出了第一连续B模式图像数据的时间序列容积转变图。类似地，图8(b)示出了二腔图的第二连续B模式图像数据。图8(b)进一步示出了第二连续B模式图像数据的时间序列容积转变图。在图8(a)中的时间序列容积转变图中，应用公式(3)到第一连续B模式图像数据的每个B模式图像数据而计算的容积根据第一连续B模式图像数据的获取在时间序列上划分。类似的，在图8(b)中的时间序列容积转变图中，应用公式(6)到第二连续B模式图像数据的每个B模式图像数据而计算的容积根据第二连续B模式图像数据的获取在时间序列上划分。第一连续B模式图像数据的每个B模式图像数据可以在间隔Tx上获取。第二连续B模式图像数据的每个B模式图像数据可以在间隔Ty上获取。

在图8(a)示出的时间序列容积转变图中，在时间相位的第一波峰tx11可以确定为第一四腔结束心脏舒张时间。第一波峰是当对于第一连续B模式图像数据中第一次计算的容积Vx变为最大时的时间。在时间相位的第二波峰tx12可以确定为第二四腔结束心脏舒张时间。第二波峰是当对于第一连续B模式图像数据中第二次计算的容积Vx变为最大时的时间。另一方面，在时间相位的第一波谷tx21可以确定为第一四腔结束心脏收缩时间。第一波谷是当对于第一连续B模式图像数据中第一次计算的容积Vx变为最小时的时间。在时间相位的第二波谷tx22可以确定为第二四腔结束心脏收缩时间。第二波谷是当对于第一连续B模式图像数据中第二次计算的容积Vx变为最小时的时间。第一四腔结束心脏舒张时间tx11和第一四腔结束心脏收缩时间tx21之间的周期确定为第一四腔心脏收缩时间[tx11-tx21]。第二四腔结束心脏舒张时间tx12和第二四腔结束心脏收缩时间tx22之间的周期确定为第二四腔心脏收缩时间[tx12-tx22]。另外，第一四腔结束心脏收缩时间tx21和第二四腔结束心脏舒张时间tx12之间的周期确定为四腔心脏舒张时间[tx21-tx12]。

类似于图8(a)，在图8(b)示出的时间序列容积转变图中，在时间相位的第一波峰tx11’可以确定为第一二腔结束心脏舒张时间。第一波峰是当对于第一连续B模式图像数据中第一次计算的容积Vy变为最大时的时间。在时间相位的第二波峰tx12’可以确定为第二二腔结束心脏舒张时间。第二波峰是当对于第一连续B模式图像数据中第二次计算的容积Vy变为最大时的时间。另一方面，在时间相位的第一波谷tx21’可以确定为第一二腔结束心脏收缩时间。第一波谷是当对于第一连续B模式图像数据中第一次计算的容积Vy变为最小时的时间。在时间相位的第二波谷tx22’可以确定为第二二腔结束心脏收缩时间。第二波谷是当对于第一连续B模式图像数据中第二次计算的容积Vy变为最小时的时间。第一二腔结束心脏舒张时间tx11’和第一二腔结束心脏收缩时间tx21’之间的周期确定为第一二腔心脏收缩时间[tx11’-tx21’]。第二二腔结束心脏舒张时间tx12’和第二二腔结束心脏收缩时间tx22’之间的周期确定为第二二腔心脏收缩时间[tx12’-tx22’]。另外，第一二腔结束心脏收缩时间tx21’和第二二腔结束心脏舒张时间tx12’之间的周期确定为二腔心脏舒张时间[tx21’-tx12’]。

为了确定上述第一连续B模式图像数据的时间和周期，处理器29读出第一连续B模式图像数据Vx1至VxM。处理器29检测容积Vx1至VxM的一个或多个波峰(或最大)值Vmxa和容积Vx1至VxM的一个或多个波谷(或最小)值Vmin。当检测到一个或多个波峰(或最大)值Vmax时，处理器29能够识别一个或多个具有波峰值Vmax的B模式图像数据。因此，处理器29能够确定结束心脏舒张时间，例如第一四腔结束心脏舒张时间tx11和第二四腔结束心脏舒张时间tx12。类似的，当检测到一个或多个波谷(或最小)值Vmin时，处理器29能够识别一个或多个具有波谷值Vmin的B模式图像数据。因此，处理器能够确定结束心脏收缩时间，例如第一四腔结束心脏收缩时间tx21和第二四腔结束心脏收缩时间tx22。第一和第二四腔结束心脏舒张时间tx11，tx12和第一和第二四腔结束心脏收缩时间tx21，tx22的确定导致了第一和第二四腔心脏收缩时间[tx11-tx21]，[tx12-tx22]和四腔心脏舒张时间[tx21-tx12]的确定。响应于周期的确定，处理器29确定包括在每个周期中的容积数据的数目(即，B模式图像数据的数目)。这个图像数目的确定可以响应于周期确定完全自动的完成。

类似的，为了确定上述第二连续B模式图像数据的时间和周期，处理器29读出第二连续B模式图像数据Vy1至VyM。处理器29检测容积Vy1至VyM的一个或多个波峰(或最大)值Vmax和容积Vy1至VyM的一个或多个波谷(或最小)值Vmin。当检测到一个或多个波峰(或最大)值Vmax时，处理器29能够识别一个或多个具有波峰值Vmax的B模式图像数据。因此，处理器29能够确定结束心脏舒张时间，例如第一二腔结束心脏舒张时间tx11’和第二二腔结束心脏舒张时间tx12’。类似的，当检测到一个或多个波谷(或最小)值Vmin时，处理器29能够识别一个或多个具有波谷值Vmin的B模式图像数据。因此，处理器能够确定结束心脏收缩时间，例如第一二腔结束心脏收缩时间tx21’和第二二腔结束心脏收缩时间tx22’。第一和第二二腔结束心脏舒张时间tx11’，tx12’和第一和第二二腔结束心脏收缩时间tx21’，tx22’的确定导致了第一和第二二腔心脏收缩时间[tx11’-tx21’]，[tx12’-tx22’]和二腔心脏舒张时间[tx21’-tx12’]的确定响应于周期的确定，处理器29确定包括在每个周期中的容积数据的数目(即，B模式图像数据的数目)。这个图像数目的确定可以响应于周期确定完全自动的完成。(步骤S16)

基于B模式图像数据的数目的确定，处理器29进行到时间相位的调整。可以在第一连续B模式图像数据和第二连续B模式图像数据之间，在心脏收缩周期中作出时间相位调整。进一步地，还可以在第一连续B模式图像数据和第二连续B模式图像数据之间在心脏舒张周期中作出时间相位调整。在本发明的第一实施例中，第二连续B模式图像数据的时间相位调整为第一连续B模式图像数据的时间相位。换句话说，根据第一连续B模式图像数据的时间相位调整第二连续B模式图像数据的时间相位。

图9是示出了根据本发明的第一实施例的两种连续B模式图像数据之间的时间相位调整的例子的示意图。图9(a)示出了属于四腔心脏舒张周期的第一连续B模式图像数据的数目和第一连续B模式图像数据的时间序列容积转变图之间的关系。图9(b)示出了属于二腔心脏舒张周期的第二连续B模式图像数据的数目和第二连续B模式图像数据的时间序列容积转变图之间的关系。进一步的，图9(c)示出了属于四腔心脏舒张周期的第一连续B模式图像数据的时间相位和示出了属于二腔心脏舒张周期的第二连续B模式图像数据的时间相位之间的调整。

通常，取决于在一个R波间隔过程中获取的图像的数目，属于心脏舒张周期的(B模式)图像数据的数目可以是大约20至65。属于心脏舒张周期的(B模式)图像数据的数目可以变为在一个R波间隔过程中获取的图像的数目的三分之二，并且可以比属于心脏收缩周期的更可能服从心率。

属于四腔心脏舒张周期的B模式图像数据的数目(以下称为四腔心脏舒张图像数据的数目)可以定义为Mxd。进一步地，属于第一四腔心脏收缩周期的B模式图像数据的数目(以下称为四腔心脏收缩图像数据的数目)可以定义为Mxs。更更进一步地，第一连续B模式图像数据的每个B模式图像数据之间的获取间隔(以下称为第一获取间隔)这里可以定义为Tx。类似的，关于第二连续B模式图像数据，属于二腔心脏舒张周期的B模式图像数据的数目(以下称为二腔心脏舒张图像数据的数目)可以定义为Myd。进一步的，属于第一二腔心脏收缩周期的B模式图像数据的数目(以下称为二腔心脏收缩图像数据的数目)可以定义为Mys。更更进一步地，第二连续B模式图像数据的每个B模式图像数据之间的获取间隔(以下称为第二获取间隔)这里可以定义为Ty。在上述条件下，四腔和二腔心脏舒张周期之间的调整系数Kd以下面的公式表示：

Kd＝(Myd×Ty)/(Mxd×Tx)             (7)

类似的，第一四腔和第一二腔心脏收缩周期之间的调整系数Ks以下面的公式表示：

Ks＝(Mys×Ty)/(Mxs×Tx)             (8)

然而第一获取间隔Tx通常与第二获取间隔是相同的。因此，公式(7)可以重写为下面的公式(9)：

Kd＝Myd/Mxd      (9)

类似的，公式(8)可以重写为公式(10)：

Ks＝Mys/Mxs      (10)

如前面所解释的，四腔心脏舒张图像数据的数目Mxd和四腔心脏收缩图像数据的数目Mxs可以根据第一连续B模式图像数据的时间序列容积转变图简单的(自动的)获得。二腔心脏舒张图像数据的数目Myd和二腔心脏收缩图像数据的数目Mys也可以根据第二连续B模式图像数据的时间序列容积转变图简单的(自动的)获得。另一方面，第一获取间隔Tx和第二获取间隔Ty与超声诊断装置的速率频率和/或扫描线的数目密切联系。因此，第一获取间隔Tx和第二获取间隔Ty通常根据超声诊断装置的初始状态确定

根据本发明的一个实施例，在调整两个系列连续图像数据的时间相位中，两个系列之间的图像数据之间的对应取决于两个系列之间的不一致的测量的物理量。例如这些物理量可以用来确定调整系数，然后用来确定第一系列的图像对应于第二系列的哪个图像。

例如，当二腔心脏舒张周期[tx21’-tx12’]中的第βdB模式图像数据(即，二腔心脏舒张周期中的B模式图像数据的特定的帧或数目)在时间相位上可以对应于四腔心脏舒张周期[tx21-tx12]中的第αdB模式图像数据(即，四腔心脏舒张周期中的B模式图像数据的特定的帧或数目)时，第βdB模式图像数据使用下面的公式(11)计算：

βd＝Kd×αd          (11)。

α和β仅用于四腔图像数据和二腔图像数据之间的区别。d仅用于指示在心脏舒张周期中的图像数据。

因此，公式(11)可以用于确定在心脏舒张周期中的更多(更少)的四腔图像数据的哪个帧或数目，应当合适的对应于在心脏舒张周期中的更少(更多)的二腔图像数据的给定的帧或数目。

类似的，当二腔心脏收缩周期[tx11’-tx21’]中的第βsB模式图像数据(即，二腔心脏收缩周期中的B模式图像数据的特定的帧或数目)在时间相位上可以对应于四腔心脏收缩周期[tx11-tx21]中的第αsB模式图像数据(即，四腔心脏收缩周期中的B模式图像数据的特定的帧或数目)时，第βsB模式图像数据使用下面的公式(12)计算：

βs＝Ks×αs        (12)。

s仅用于指示心脏收缩周期中的图像数据。

因此，公式(12)可以用于确定在心脏收缩周期中的更多(更少)的四腔图像数据的哪个帧或数目，应当合适的对应于在心脏收缩周期中的更少(更多)的二腔图像数据的给定的帧或数目。

这样使用公式(11)和(12)的时间相位调整计算还应用到属于四腔心脏舒张周期[tx21-tx12]和第一四腔心脏收缩周期[tx11-tx21]的每一个的第一连续B模式图像数据的所有B模式图像数据(步骤S17)。根据时间相位调整计算，非常难得的是根据公式(11)获得的βd和/或根据公式(12)获得的βs变为一个整数。实际上，有关心脏舒张周期[tx21-tx12]和[tx21’-tx12’]，数目最接近基于公式(11)获得的βd的二腔B模式图像数据可以使用作为对应于第αd四腔B模式图像数据的第βd二腔B模式图像数据。然而，如果由于最接近计算的图像号的图像数据的使用，多个二腔B模式图像数据碰巧对应于一个四腔B模式图像数据(或者，多个四腔B模式图像数据碰巧对应于一个二腔B模式图像数据)，有关第一连续B模式图像数据和第二连续B模式图像数据之间的因果关系的原理的预定的规则可以预先确定，并且图像的对应可以根据预定的规则确定。例如，预定的规则是(1)尾数0.5和超过的作为1计算，其余的忽略不计，(2)当多个图像数据对于一个对应的图像数据具有小数时，选择多个图像数据中具有其小数最接近(最临近)对应于一个对应的图像数据的图像号的整数的一个图像数据，(3)选择一个接近一个对应的图像数据的获取时间而暂时获取的图像数据，和(4)任何其他规则，如果必要的话。类似的，有关心脏收缩周期[tx11-tx21]和[tx11’-tx21’]，数目最接近根据公式(12)获得的βs的二腔B模式图像数据可以使用作为对应于第αs四腔B模式图像数据的第βd二腔B模式图像数据。如上所述，然而，如果由于最接近计算的图像号的图像数据的使用，多个二腔B模式图像数据碰巧对应于一个四腔B模式图像数据(或者，多个四腔B模式图像数据碰巧对应于一个二腔B模式图像数据)，有关第一连续B模式图像数据和第二连续B模式图像数据之间的因果关系的原理的预定的规则可以预先确定，并且图像的对应可以根据预定的规则确定。例如，预定的规则是(1)尾数0.5和超过的作为1计算，其余的忽略不计，(2)当多个图像数据对于一个对应的图像数据具有小数时，选择多个图像数据中具有其小数最接近(最临近)一个对应于一个对应的图像数据的图像号的整数的一个图像数据，(3)选择一个接近一个对应的图像数据的获取时间暂时获取的图像数据，和(4)任何其他规则，如果必要的话。

如图9(c)所示，这是四腔心脏舒张周期大于二腔心脏舒张周期大约两个Tx(获取两个图像的时间)的一个典型的例子。换句话说，四腔心脏舒张周期[tx21-tx12]包括两个B模式图像数据多于二腔心脏舒张周期[tx21’-tx12’]。因此，四腔心脏舒张周期图像数据Mxd的数目和二腔心脏舒张周期图像数据Myd的数目之间的关系由公式Mxd＝Myd+2表示。因此，由于时间相位调整第Myd二腔心脏舒张周期图像数据能够对应于第Myd+2四腔心脏舒张周期图像数据。在二腔心脏舒张周期[tx21’-tx12’]的边缘上的B模式图像数据的时间相位(或在第二二腔结束心脏舒张时间tx12’)能够以上述的方式调整与在四腔心脏舒张周期[tx21-tx12]的边界上的B模式图像数据的时间相位(或在第二四腔结束心脏舒张时间tx12)一致。然而，不同于在周期边缘上的B模式图像数据的B模式图像数据在上面方式中不能准确的调整。为了准确的时间相位调整，上面解释的公式(11)和/或(12)的使用是有利的，它使得可能当心脏舒张周期和/或心脏收缩周期在第一和第二连续B模式图像数据之间不同时，调整第二连续B模式图像数据的时间相位为第一连续B模式图像数据的时间相位。

在步骤S17中时间相位调整后，处理器29使用时间相位调整的连续B模式图像数据(即，理想的连续B模式图像数据)计算心腔的内部空间的容积。计算是根据有关第一连续B模式图像数据和第二连续B模式图像数据的已经测量的数据。在四腔心脏舒张周期中的第αdB模式图像中的心腔容积的直径Aj定义为A(αd)j。关于第一四腔心脏收缩周期，第一四腔心脏收缩周期中的第αsB模式图像中的心腔容积的直径Aj定义为A(αs)j。类似的，在二腔心脏舒张周期中的第βdB模式图像中的心腔容积的直径Bj定义为B(βd)j。关于第一二腔心脏收缩周期，第一二腔心脏收缩周期中的第βsB模式图像中的心腔容积的直径Bj定义为B(βs)j。尽管四腔(或二腔)B模式图像数据中的心腔的内部空间容积已经使用公式(1)(或(4))计算，当这样的计算应用到时间相位调整的B模式图像数据中的心腔的内部空间容积计算时，公式(1)(或(4))可以用下面示出的公式(13)(或(15))改变和替代。

对应于四腔心脏舒张周期中的第αd四腔B模式图像数据的时间相位调整的B模式图像数据的容积V(αd)可以用下面的公式(13)计算：

V(αd)＝∑Δh×π(A(αd)j/2)(B(βd)j/2)   (j＝1至J)(13)。

根据公式(11)，βd＝Kd×αd。因此，公式(13)重写如下：

V(αd)＝(πh/4)∑(A(αd)j)(B(Kd·αd)j)(j＝1至J)(14)

如前所述，系数Kd根据公式(7)或(9)可以得到。这样，直径A(αd)j和B(Kd·αd)j表示如下：

A(αd)j＝(a(αd)_j-1+a(αd)_j)/2

B(Kd·αd)j＝(b(Kd·αd)_j-1+b(Kd·αd)_j)/2

当进行到第一心脏收缩周期时，对应于第一四腔心脏收缩周期中的第αs四腔B模式图像数据的时间相位调整的B模式图像数据的容积V(αs)可以用下面的公式(15)计算：

V(αs)＝∑Δh×π(A(αs)j/2)(B(βs)j/2)(j＝1至J)      (15)

根据公式(12)，βs＝Ks×αs。因此，公式(15)重写如下：

V(αs)＝(πh/4)∑(A(αs)j/2)B(Ks·αs)j)(j＝1至J)(16)

如前所述，系数Kd根据公式(7)或(9)可以得到。这样，直径A(αs)j和B(Ks·αs)j表示如下：

A(αs)j＝(a(αs)_j-1+a(αs)_j)/2

B(Ks·αs)j＝(b(Ks·αs)_j-1+b(Ks·αs)_j)/2

根据上面的公式(14)和(16)，有关每个周期的一个可以获得时间相位调整的B模式图像数据的容积(步骤S18)。

对于用于解释根据本发明的第一实施例的时间相位调整产生的优点的参考数据，参考图10描述在时间相位调整前或后第一和第二连续B模式图像数据的各个时间序列容积转变图。图10是示出了根据本发明的第一实施例的时间相位调整前或后时间序列容积转变的示意图。更详细地说，图10(a-1)示出了在时间相位调整前第一连续B模式图像数据的时间序列容积转变的例子。图10(a-2)示出了在时间相位调整后第一连续B模式图像数据的时间序列容积转变的例子。类似的，图10(b-1)示出了在时间相位调整前第二连续B模式图像数据的时间序列容积转变的例子。图10(b-2)示出了在时间相位调整后第二连续B模式图像数据的时间序列容积转变的例子。更进一步的，图10(c)示出了根据公式(14)和(16)获得的连续B模式图像数据的时间序列容积转变的例子。

与四腔心脏舒张周期中的第一连续B模式图像数据相比，由于时间相位相移，二腔心脏舒张周期中的第二连续B模式图像数据具有更少的图像。如图10所示，图10(a-1)中的第二四腔结束心脏舒张的时间tx12与图10(b-1)中的第二二腔结束心脏舒张时间tx12’不在同一时间相位上。由于上述的时间相位调整，校正第一和第二连续B模式图像数据之间的时间相位差，以便调整第二二腔结束心脏舒张时间tx12’来与第二四腔结束心脏舒张时间tx12相匹配如图10(a-2)，(b-2)示出的。因此，使用公式(14)和(16)描述的容积计算在理想的连续B模式图像数据上完成。理想的连续B模式图像数据的时间序列容积转变可以表示为图10(c)示出的图。

根据本发明的第一实施例，当处理器29应用改进的辛普森技术到第一和第二连续B模式图像数据计算心腔的内部空间容积时，处理器29从根据第一和第二连续B模式图像数据获得的时间序列容积转变中检测各个时间相位。进一步的，处理器29根据检测的结果调整第一和第二连续B模式图像数据之间的时间相位。因此，调整第一和第二连续B模式图像数据，以便它们的时间相位在改进的辛普森技术应用之前实质上是相同的。与现有技术相比，可以更为准确地进行容积测量。

(第二实施例)

下面，参考图2，10至14描述本发明的第二实施例。在本发明的第一实施例中，已经描述了当在两种不同的条件下分别获得的两种连续B模式图像数据上完成各种测量时，调整两种连续B模式图像数据之间的时间相位以便改进测量的准确性。然而，根据本发明的第二实施例，将描述调整两种不同的条件下获得的两种连续B模式图像数据之间的时间相位和并排(或并列)显示时间相位上的两种连续图像。要显示的两种连续图像可以是两种连续B模式图像数据和与两种连续B模式图像数据对应的两种连续多普勒模式图像数据之间的综合产生的两种连续图像。或者，要显示的两种连续图像可以是基于两种连续B模式图像数据的两种连续B模式图像。另外，要显示的两种连续图像也可以是对应于两种连续B模式图像数据的两种连续多普勒模式图像。

在下面的描述中，举一个示出了四腔图的第一连续图像和示出了二腔图的第二连续图像同时显示的例子来描述本发明的第二实施例。根据本发明的第二实施例用于图像数据获取的过程与根据本发明的第一实施例在图3中描述的那些相同。因此，下面忽略用于图像数据获取的过程。

图11是示出了根据本发明的第二实施例的用于同时显示的过程的例子的流程图。处理器29从存储在存储器28中的第一连续B模式图像数据(Ix1至IxM)读出四腔图的第一B模式图像数据Ix1(步骤S21)。处理器29使用轮廓抽取技术来抽取第一B模式图像数据Ix1中的心腔(例如，左心室)内层。例如，心腔内层可以通过处理器29使用ACT方法抽取。处理器29根据ACT方法抽取心腔内层的轮廓并因此从抽取的轮廓检测二尖瓣环。进一步的，处理器29根据二尖瓣环确定在心腔的纵向上的长轴。例如，当沿长轴的心腔内层的高度是h时，长轴的长度也是h。可以在预定的点hj(j＝1至J)分割长轴为具有相同长度Δh(Δh＝h/J)的预定数目J(例如J＝20)的线段。这样，就可能处理心腔的内部空间为预定数目J每个具有一个沿长轴的相同的高度Δh的块的集合。当在预定的点hj垂直于长轴的线画到心腔内层时，垂直线在给定的两点上与心腔内层交叉。处理器29还计算两点之间的垂直线的长度A_j。长度h，长度A_j和任何其他上述有关的数据，如果必要的话，存储在存储器28的辅助存储器。在上述的条件下J块的一个块j可以假设为包括高度Δh和具有直径A_j的圆表面的柱体。因此，块j的容积V_Aj能够通过公式估计：

V_Aj＝Δh×π(A_j/2)²。在这种假设中，根据改进的辛普森技术，内部空间的容量Vx1能够近似为在所有的J块上总计容积V_Aj的结果(Vx1＝V_A1+V_A2+…+V_Aj)。这用下面的公式表示：Vx1＝∑Δh×π(A_j/2)²(j＝1至J)。为了获得内部空间的更准确的容积，直径A_j可以如下的计算。

J块的一个块j通常不是一个正规的柱体。换句话说，一个块J具有假设为具有直径a_j(j＝1至J)的圆的下表面和假设为具有直径a_j-1的圆的上表面。当“j”表示为一个奇数时，直径a_j是以奇数顺序出现的表面的直径，而这时直径a_j-1是以偶数顺序出现的表面的直径。同样的，当“j”表示为一个偶数时，直径a_j是以偶数顺序出现的表面的直径，而这时直径a_j-1是以奇数顺序出现的表面的直径。如上所述，一个块的高度可以定义为Δh(Δh＝h/J)。因此，如果把在一个块j的高度Δh/2上的直径(A_j)作为每个下表面的近似的直径和上表面近似的直径，直径A_j可以表示为(a_j-1+a_j)/2。这意味着一个块j可以假设为包括高度Δh和具有直径A_j(A_j＝(a_jx+a_j)/2)圆表面的柱体。因此容积Vx1的公式能够由下面的公式替代：

Vx1＝∑Δh×π(((a_j-1+a_j)/2)/2)²(j＝1至J)。由于高度Δh已经定义为Δh＝h/J，容积Vx1可以进一步的重写为如下的公式：

Vx1＝(πh/16)∑(a_j-1+a_j)²(j＝1至J)(17)。

处理器29发送在上述计算中计算的容积Vx1到存储器28。在存储器28中，容积Vx1存储在辅助存储器中(步骤S22)。

在包括在第一连续B模式图像数据(Ix1至IxM)中的四腔图的第一B模式图像数据Ix1的容积计算(或测量)后，第二连续B模式图像数据Ix2由处理器29从存储器28读出。再一次，处理器29使用轮廓抽取技术来抽取第二B模式图像数据Ix2中的心腔内层。对于第二B模式图像数据Ix2中心腔的内层抽取与第一B模式图像数据Ix1中的相同。心腔的内部空间的容积Vx2以类似于第一B模式图像数据Ix1中的容积Vx1计算的方式获得。重复类似的过程，处理器29获得对于第三至第MB模式图像数据的容积Vx3至VxM。当每个容积Vx2至VxM获得时，容积Vx2至VxM分别存储在存储器28的辅助存储器中(步骤S21至S22)。

然后，处理器29从存储在存储器28中的第二连续B模式图像数据(Iy1至IyM)读出二腔图的第一B模式图像数据Iy1(步骤S23)。处理器29使用轮廓抽取技术来抽取第一B模式图像数据Iy1中的心腔内层。对于第二连续B模式图像数据(Iy1至IyM)中内层抽取的心腔与第一连续B模式图像数据(Ix1至IxM)中的相同。

例如，心腔内层可以通过处理器29使用ACT方法抽取。如对第一连续B模式图像数据(Ix1至IxM)描述的，处理器29根据ACT方法抽取心腔内层的轮廓并因此从抽取的轮廓检测二尖瓣环。进一步的，处理器29根据二尖瓣环确定在心腔的纵向上的长轴。例如，当沿长轴的心腔内层的高度是h时，长轴的长度也是h。可以在预定的点hj(j＝1至J)分割长轴为具有相同长度Δh(Δh＝h/J)的预定数目J的线段。这样，就可能处理心腔的内部空间为预定数目J的每个具有一个沿长轴的相同高度Δh的块的集合。当在预定的点hj垂直于长轴的线画到心腔内层时，垂直线在两个点上与心腔内层交叉。处理器29还计算两个点之间的垂直线的长度B_j。长度h，长度B_j和任何其他上述有关的数据，如果必要的话，存储在存储器28的辅助存储器。在上述的条件下J块的一个块j0可以假设为包括高度Δh和具有直径B_j的圆表面的柱体。因此，块j的容积V_Bj能够通过公式V_Bj＝Δh×π(B_j/2)²估计。在这种假设中，根据改进的辛普森技术，内部空间的容量Vy1能够近似为在所有的J块上总计容积V_Bj的结果(Vy1＝V_B1+V_B2+…+V_Bj)。这用下面的公式表示：Vy1＝∑Δh×π(B_j/2)²(j＝1至J)。类似于第一连续B模式图像数据，为了获得内部空间的更准确的容积，上述直径B_j可以如下的计算。

J块的一个块j通常不是一个正规的柱体。换句话说，一个块J具有假设为具有直径b_j(j＝1至J)的圆的下表面和假设为具有直径b_j-1的圆的上表面。当“j”表示为一个奇数时，直径b_j是以奇数顺序出现的表面的直径，而这时直径b_j-1是以偶数顺序出现的表面的直径。同样的，当“j”表示为一个偶数时，直径b_j是以偶数顺序出现的表面的直径，而这时直径b_j-1是以奇数顺序出现的表面的直径。如上所述，一个块的高度可以定义为Δh(Δh＝h/J)。因此，如果把在一个块j的高度Δh/2上的直径(B_j)作为每个下表面的近似的直径和上表面近似的直径，直径B_j可以表示为(b_j-1+b_j)/2。这意味着一个块j可以假设为包括高度Δh和具有直径B_j(B_j＝(b_j-1+b_j)/2)的圆表面的柱体。因此容积Vy1能够由下面的公式替代：Vy1＝∑Δh×π(((b_j-1+b_j)/2/2)²(j＝1至J)。由于高度Δh已经定义为Δh＝h/J，容积Vy1可以进一步的重写为如下的公式：

Vy1＝(πh/16)∑(b_j-1+b_j)²(j＝1至J)(18)。

处理器29发送在上述计算中计算的容积Vy1到存储器28。在存储器28中，容积Vy1存储在辅助存储器中(步骤S24)。

在包括在第二连续B模式图像数据(Iy1至IyM)中的二腔图的第一B模式图像数据Iy1的容积计算(或测量)后，第二连续B模式图像数据Iy2由处理器29从存储器28读出。再一次，处理器29使用轮廓抽取技术来抽取第二B模式图像数据Iy2中的心腔内层。对于第二B模式图像数据Iy2中内层抽取的心腔与第一B模式图像数据Iy1中的相同。心腔的内部空间的容积Vy2以类似于第一B模式图像数据Iy1中的容积Vy1计算的方式获得。重复类似的过程，处理器29获得对于第三至第MB模式图像数据的容积Vy3至VyM。当每个容积Vy2至VyM获得时，容积Vy2至VyM分别存储在存储器28的辅助存储器中(步骤S23至S24)。

在获得四腔图中的容积(或容积数据)Vx1至VxM和二腔图中的Vy1至VyM后，***控制单元9控制在显示存储器30中暂时存储容积Vx1至VxM和Vy1至VyM。然后，存储的容积Vx1至VxM和Vy1至VyM通过显示电路31以时间序列容积转变的形式显示在监测器32(步骤S25)。

在时间序列容积转变图中，应用公式(17)到第一连续B模式图像数据的每个B模式图像数据而计算的容积根据第一连续B模式图像数据的获取在时间序列上划分。类似的，在时间序列容积转变图中，应用公式(18)到第二连续B模式图像数据的每个B模式图像数据而计算的容积根据第二连续B模式图像数据的获取在时间序列上划分。第一连续B模式图像数据的每个B模式图像数据可以在间隔Tx上获取。第二连续B模式图像数据的每个B模式图像数据可以在间隔Ty上获取。

在四腔图图像数据的时间序列容积转变图中，在时间相位的第一波峰tx11可以确定为第一四腔结束心脏舒张时间。第一波峰是当对于第一连续B模式图像数据中第一次计算的容积Vx变为最大时的时间。在时间相位的第二波峰tx12可以确定为第二四腔结束心脏舒张时间。第二波峰是当对于第一连续B模式图像数据中第二次计算的容积Vx变为最大时的时间。另一方面，在时间相位的第一波谷tx21可以确定为第一四腔结束心脏收缩时间。第一波谷是当对于第一连续B模式图像数据中第一次计算的容积Vx变为最小时的时间。在时间相位的第二波谷tx22可以确定为第二四腔结束心脏收缩时间。第二波谷是当对于第一连续B模式图像数据中第二次计算的容积Vx变为最小时的时间。第一四腔结束心脏舒张时间tx11和第一四腔结束心脏收缩时间tx21之间的周期确定为第一四腔心脏收缩时间[tx11-tx21]。第二四腔结束心脏舒张时间tx12和第二四腔结束心脏收缩时间tx22之间的周期确定为第二四腔心脏收缩时间[tx12-tx22]。另外，第一四腔结束心脏收缩时间tx21和第二四腔结束心脏舒张时间tx12之间的周期确定为四腔心脏舒张时间[tx21-tx12]。

二腔图图像数据的时间序列容积转变图中，在时间相位的第一波峰tx11’可以确定为第一二腔结束心脏舒张时间。第一波峰是当对于第一连续B模式图像数据中第一次计算的容积Vy变为最大时的时间。在时间相位的第二波峰tx12’可以确定为第二二腔结束心脏舒张时间。第二波峰是当对于第一连续B模式图像数据中第二次计算的容积Vy变为最大时的时间。另一方面，在时间相位的第一波谷tx21’可以确定为第一二腔结束心脏收缩时间。第一波谷是当对于第一连续B模式图像数据中第一次计算的容积Vy变为最小时的时间。在时间相位的第二波谷tx22’可以确定为第二二腔结束心脏收缩时间。第二波谷是当对于第一连续B模式图像数据中第二次计算的容积Vy变为最小时的时间。第一二腔结束心脏舒张时间tx11’和第一二腔结束心脏收缩时间tx21’之间的周期确定为第一二腔心脏收缩时间[tx11’-tx21’]。第二二腔结束心脏舒张时间tx12’和第二二腔结束心脏收缩时间tx22’之间的周期确定为第二二腔心脏收缩时间[tx12’-tx22’]。此外，第一二腔结束心脏收缩时间tx21’和第二二腔结束心脏舒张时间tx12’之间的周期确定为二腔心脏舒张时间[tx21’-tx12’]。

为了确定上述第一连续B模式图像数据的时间和周期，处理器29读出第一连续B模式图像数据Vx1至VxM。处理器29检测容积Vx1至VxM的一个或多个波峰(或最大)值Vmax和容积Vx1至VxM的一个或多个波谷(或最小)值Vmin。当检测到一个或多个波峰(或最大)值Vmax时，处理器29能够识别一个或多个具有波峰值Vmax的B模式图像数据。因此，处理器29能够确定结束心脏舒张时间，例如第一四腔结束心脏舒张时间tx11和第二四腔结束心脏舒张时间tx12。类似的，当检测到一个或多个波谷(或最小)值Vmin时，处理器29能够识别一个或多个具有波谷值Vmin的B模式图像数据。因此，处理器能够确定结束心脏收缩时间，例如第一四腔结束心脏收缩时间tx21和第二四腔结束心脏收缩时间tx22。第一和第二四腔结束心脏舒张时间tx11，tx12和第一和第二四腔结束心脏收缩时间tx21，tx22的确定导致了第一和第二四腔心脏收缩时间[tx11-tx21]，[tx12-tx22]和四腔心脏舒张时间[tx21-tx12]的确定。响应于周期的确定，处理器29确定包括在每个周期中的容积数据的数目(即，B模式图像数据的数目)。这个图像数目的确定可以响应于周期确定完全自动的完成。

类似的，为了确定上述第二连续B模式图像数据的时间和周期，处理器29读出第二连续B模式图像数据Vy1至VyM。处理器29检测容积Vy1至VyM的一个或多个波峰(或最大)值Vmax和容积Vy1至VyM的一个或多个波谷(或最小)值Vmin。当检测到一个或多个波降(或最大)值Vmax时，处理器29能够识别一个或多个具有波峰值Vmax的B模式图像数据。因此，处理器29能够确定结束心脏舒张时间，例如第一二腔结束心脏舒张时间tx11’和第二二腔结束心脏舒张时间tx12’。类似的，当检测到一个或多个波谷(或最小)值Vmin时，处理器29能够识别一个或多个具有波谷值Vmin的B模式图像数据。因此，处理器能够确定结束心脏收缩时间，例如第一二腔结束心脏收缩时间tx21’和第二二腔结束心脏收缩时间tx22’。第一和第二二腔结束心脏舒张时间tx11’，tx12’和第一和第二二腔结束心脏收缩时间tx21’，tx22’的确定导致了第一和第二二腔心脏收缩时间[tx11’-tx21’]，[tx12’-tx22’]和二腔心脏舒张时间[tx21’-tx12’]的确定。响应于周期的确定，处理器29确定包括在每个周期中的容积数据的数目(即，B模式图像数据的数目)。这个图像数目的确定可以响应于周期确定完全自动的完成。(步骤S26)

基于B模式图像数据的数目的确定，处理器29进行到时间相位的调整。可以在第一连续B模式图像数据和第二连续B模式图像数据之间的心脏收缩周期中作出时间相位调整。进一步的，还可以在第一连续B模式图像数据和第二连续B模式图像数据之间的心脏舒张周期中作出时间相位调整。在本发明的第一实施例中，第二连续B模式图像数据的时间相位调整为第一连续B模式图像数据的时间相位。换句话说，根据第一连续B模式图像数据的时间相位调整第二连续B模式图像数据的时间相位。

四腔心脏舒张图像数据的数目可以定义为Mxd。进一步的，四腔心脏收缩图像数据的数目可以定义为Mxs。更进一步的，第一获取间隔这里可以定义为Tx。类似的，关于第二连续B模式图像数据，二腔心脏舒张图像数据的数目可以定义为Myd。进一步的，二腔心脏收缩图像数据的数目可以定义为Mys。更进一步的，第二获取间隔这里可以定义为Ty。在上述条件下，四腔和二腔心脏舒张周期之间的调整系数Kd以下面的公式表示：Kd＝(Myd×Ty)/(Mxd×Tx)。类似的，第一四腔和第一二腔心脏收缩周期之间的调整系数Ks以下面的公式表示：Ks＝(Mys×Ty)/(Mxs×Tx)。然而第一获取间隔Tx通常与第二获取间隔是相同的。因此，系数Kd的公式可以重写为下面的公式：Kd＝Myd/Mxd。类似的，系数Ks的公式可以重写为下面的公式：Ks＝Mys/Mxs。

如前面所解释的，四腔心脏舒张图像数据的数目Mxd和四腔心脏收缩图像数据的数目Mxs可以根据第一连续B模式图像数据的时间序列容积转变图简单的(自动的)获得。二腔心脏舒张图像数据的数目Myd和二腔心脏收缩图像数据的数目Mys也可以根据第二连续B模式图像数据的时间序列容积转变图简单的(自动的)获得。另一方面，第一获取间隔Tx和第二获取间隔Ty与超声诊断装置的速率频率和/或扫描线的数目密切联系。因此，第一获取间隔Tx和第二获取间隔Ty通常根据超声诊断装置的初始状态确定。

例如，当二腔心脏舒张周期[tx21’-tx12’]中的第βdB模式图像数据(即，来自第一二腔结束心脏收缩时间tx21’的第βdB模式图像数据)在时间相位上可以对应于四腔心脏舒张周期[tx21-tx12]中的第αdB模式图像数据(即，来自第一四腔结束心脏收缩时间tx21的第αdB模式图像数据)时，第βdB模式图像数据使用下面的公式计算：βd＝kd×αd。类似的，当二腔心脏收缩周期[tx11’-tx21’]中的第βs B模式图像数据(即，来自第一二腔结束心脏舒张时间tx11’的第βs B模式图像数据)在时间相位上可以对应于四腔心脏收缩周期[tx11-tx21]中的第αsB模式图像数据(即，来自第一四腔结束心脏舒张时间tx11的第αsB模式图像数据)时，第βsB模式图像数据使用下面的公式计算：βs＝ks×αs。

这样的时间相位调整计算还应用到属于四腔心脏舒张周期[tx21-tx12]和第一四腔心脏收缩周期[tx11-tx21]的每一个的第一连续B模式图像数据的所有B模式图像数据(步骤S27)。根据时间相位调整计算，非常难得的是βd和/或βs变为一个整数。实际上，有关心脏舒张周期[tx21-tx12]和[tx21’-tx12’]，数目最接近βd的二腔B模式图像数据可以使用作为对应于第αd四腔B模式图像数据的第βd二腔B模式图像数据。然而，如果由于最接近计算的图像号的图像数据的使用，多个二腔B模式图像数据碰巧对应于一个四腔B模式图像数据(或者，多个四腔B模式图像数据碰巧对应于一个二腔B模式图像数据)，有关第一连续B模式图像数据和第二连续B模式图像数据之间的因果关系的原理的预定的规则可以预先确定，并且图像的对应可以根据预定的规则确定。例如，预定的规则是(1)尾数0.5和超过的作为1计算，其余的忽略不计，(2)当多个图像数据对于一个对应的图像数据具有小数时，选择多个图像数据中具有其小数最接近(最临近)对应于一个对应的图像数据的图像号的整数的一个图像数据，(3)选择一个接近一个对应的图像数据的获取时间而暂时获取的图像数据，和(4)任何其他规则，如果必要的话。类似的，有关心脏收缩周期[tx11-tx21]和[tx11’-tx21’]，数目最接近βs的二腔B模式图像数据可以使用作为对应于第αs四腔B模式图像数据的第βs二腔B模式图像数据。如上所述，然而，如果由于最接近计算的图像号的图像数据的使用，多个二腔B模式图像数据碰巧对应于一个四腔B模式图像数据(或者，多个四腔B模式图像数据碰巧对应于一个二腔B模式图像数据)，有关第一连续B模式图像数据和第二连续B模式图像数据之间的因果关系的原理的预定的规则可以预先确定，并且图像的对应可以根据预定的规则确定。例如，预定的规则是(1)尾数0.5和超过的作为1计算，其余的忽略不计，(2)当多个图像数据对于一个对应的图像数据具有小数时，选择多个图像数据中具有其小数最接近(最临近)对应于一个对应的图像数据的图像号的整数的小数的一个图像数据，(3)选择一个接近一个对应的图像数据的获取时间暂时获取的图像数据，和(4)任何其他规则，如果必要的话。

根据上述过程，甚至当在第一和第二连续图像数据之间各个心脏舒张周期和/或各个心脏收缩周期在它们的长度上不同时，处理器29使用了用于校正时间相位差的系数Kd和Ks，在第一和第二连续图像数据上进行计算，以便调整第一和第二连续图像数据之间的时间相位。因此，就可能获得一个包括在第一(或第二)连续图像数据中的预定图像数据，其对应于另一个包括在第二(或第一)连续图像数据中的预定图像数据。一个包括在第一(或第二)连续图像数据中的预定图像数据的时间相位可以与另一个包括在第二(或第一)连续图像数据中的预定图像数据的时间相位实质上相同。

在时间相位调整后，处理器29从存储器28中读出第一连续图像数据和第二连续图像数据。读出的第一和第二连续图像数据在显示存储器30中从它们的格式转换为用于并列显示的格式。显示存储器30存储格式转换的第一和第二连续图像数据。存储的第一和第二连续图像数据通过显示电路31发送到监测器32。在监测器32中，第一和第二连续图像以时间相位调整的方式并列显示，如图12所示(步骤S28)。并列显示可以是，但不限于并排显示第一和第二连续图像。并列显示还可以解释为第一和第二连续图像的同时显示。在图12中，表示心脏的四腔图的第一连续图像可以显示在监测器32的左边。在监测器32的右边，可以显示表示心脏的二腔图的第二连续图像。反之亦然。进一步的，作为一种并列或同时显示，第一和第二连续图像可以是一个在另一个上面的显示。更进一步的，当提供在单个CPU(中央处理器)控制下操作的两个监测器作为监测器32时，第一连续图像可以显示在两个监测器的第一个中。在第一连续图像显示在第一个监测器的同时在时间相位上第二连续图像可以显示在两个监测器的第二个中。第一和第二连续图像可以以时间相位调整的方式在单个CPU控制下相互结合显示。这样双监测器显示也可以包括在并列显示中。

图13是示出了根据本发明的第二实施例的时间相位调整的第一和第二连续图像并列显示的缩略图的例子的示意图。在图13中，代替了第一连续图像，四腔图图像显示在缩略图410至490。另外，二腔图图像显示在缩略图210至270代替第二连续图像。根据第一和第二连续图像之间的时间相位的调整，在监测器32中，缩略图410至490可以在在缩略图210至270的上面显示。根据时间相位的调整，缩略图210至270显示时放置在各个对应的缩略图410至490的下面。因此，例如，缩略图260可以放置和显示在缩略图470下面，而这时缩略图210至250可以对应于缩略图410至450。类似的，缩略图270可以放置和显示在缩略图490下面。根据时间相位的调整，没有二腔图图像的缩略图对应于缩略图460和480。

如图13所示，当操作者通过指针指向和选择，例如，四腔图图像的缩略图470时，可以显示对应于选择的缩略图470的放大图像(图14中的OG 470)。放大图像可以是包括在第一连续图像中的对应于缩略图470的原始图像。图140是示出了根据本发明的第二实施例的缩略图显示后并列显示的例子的示意图。当对应于选择的缩略图470的放大图像0G 470显示时，另一个对应于缩略图260的放大图像也可以显示在监测器32中。另一个放大图像OG 260可以是包括在第二连续图像中的对应于缩略图260的原始图像。响应于缩略图470的选择，放大图像OG 470和另一个放大图像OG 260可以并列显示，如图14所示。当操作者选择缩略图260时，响应于选择，放大图像OG 470和OG 260可以类似的显示。然而，如果操作者选择缩略图460，由于没有对应于缩略图460的二腔图图像的缩略图，只有一个对应于缩略图460的放大图像显示。换句话说，在时间相位中没有对应于作为缩略图460的基础的四腔图图像的二腔图图像。

本发明的第一和第二实施例不仅限于两种连续图像数据之间的时间相位的调整，并且可以应用到多于两种的连续图像数据之间的时间相位的调整。在多于两种的连续图像数据的例子中，多于两种的连续图像数据的一种可以选择为基础连续图像数据，类似于两种的连续图像数据的例子。一旦选择和确定一种基础连续图像数据，使得所有其他连续图像数据的每一种调整它的时间相位和确定的一种基础连续图像数据的时间相位一致，如本发明的第一实施例所解释的。多于两种的连续图像数据中的这样的时间相位调整后，包括在多于两种的连续图像数据中的图像每种并列显示，或者，操作者可以在显示之前或之时选择一种或多种特定连续图像数据。如果选择者只选择一种连续图像数据，则只有选择的一种连续图像数据显示在监测器32中，就不考虑时间相位的调整。另一方面，如果操作者选择任何两种或更多种特定的连续图像数据，这样选择的两种或更多种的连续图像数据根据时间相位调整并列的显示在监测器32上。如果操作者比较起来更喜欢集中在特定几种的连续图像数据，而不是所有几种的连续图像数据，这样的选择是有利的。

图15是示出了根据本发明的第二实施例的时间相位调整的三种连续图像并列显示的缩略图的例子的示意图。在图15中，缩略图410至490对应于第一截面图的连续图像数据(以下称为第一截面图图像数据)并是用于对应于第二截面图的连续图像数据(以下称为第二截面图图像数据)的缩略图210至270和对应于第三截面图的连续图像数据(以下称为第三截面图图像数据)的缩略图310至370的时间相位调整的基础。根据第一，第二和第三截面图图像数据中的基于第一截面图图像数据的时间相位的调整，缩略图410至490在监测器32中显示在缩略图210至270的上面。进一步的，缩略图310至370在监测器32中显示在缩略图210至270的下面。缩略图210至270根据时间相位调整在显示时放置在各个对应的缩略图410至490的下面。进一步的，缩略图310至370根据时间相位调整在显示时以对应于缩略图410至490的方式放置。因此，例如，缩略图260可以放置和显示在缩略图470的下面，而这时缩略图210至250可以对应于缩略图410至450。进一步的，缩略图270可以放置和显示在缩略图490下面。根据时间相位的调整，没有对应于缩略图460和480的第二截面图图像数据的缩略图。类似的，例如，缩略图350可以放置和显示在缩略图460的下面，而这时缩略图310至340可以对应于缩略图410至440。进一步的，缩略图360和370可以放置和显示在缩略图480和490的下面。根据时间相位的调整，没有对应于缩略图450和470的第三截面图图像数据的缩略图。当获得三种或更多种连续图像数据，例如，第一，第二和第三截面图图像数据时，操作者可以选择三种或更多种连续图像数据中的两种或更多种。换句话说，在图15示出的例子中，例如，缩略图410至490和310至370可以一起显示而这时缩略图210至270不显示。或者，例如，缩略图210至270和310至370可以一起显示而这时缩略图410至490不显示。这样的选择可以不仅应用到缩略图的显示，还可以应用于以连续显示方式的原始图像数据(两种或更多种连续图像数据)的显示。

如上所述，根据本发明的第二实施例，在各个不同的条件下获取的多个连续图像数据在它们相对的时间相位中调整。进一步的，多个连续图像数据可以同时显示。因此，就可能以三维的方式准确的观察心脏的运动功能。另外，还有可能简单的看到例如运动负荷的影响。

已经在表示四腔图和二腔图的连续图像数据的例子中描述了根据本发明的实施例。根据本发明的实施例不仅限于上述实例，而且可以应用于表示长轴图和短轴图的连续图像数据，以及应用于表示运动负荷前的图和运动负荷后的图的连续图像数据，等等。负荷可以选择的由药理学上引起。当对应于那些图像数据的图像显示在监测器32上时，图像可以不限制为B模式图像，还可以是反映组织运动或血流的状态的多普勒模式图像。图像可以选择的是B模式图像和多普勒图像的综合的图像。根据本发明的实施例，更好的是显示连续图像为移动图像，但有可能显示连续图像为静态图像，只要当至少两种连续图像并列显示时，各个连续图像的这样的静态图像以时间相位调整的方式相继的显示。

在本发明的上述实施例中，根据心腔计算的容积确定结束心脏舒张时间和结束心脏收缩时间。然而，结束心脏舒张时间和结束心脏收缩时间可以用其他方法确定。图16是示出了根据本发明的实施例的心腔容积数据，心电图数据和心音图数据中的关系的例子的图。

在图16中，根据心腔容积数据的第一结束心脏舒张时间V1可以对应于如前所述的心电图数据的第一R波ECG1。另一方面，心音图数据的第一心音(或心音图中的第一波形)PCG1不够清楚来确定第一结束心脏舒张时间V1。因此，第一R波ECG1的时间可以假设为对应于第一结束心脏舒张时间V1的第一结束心脏舒张时间。当进行到结束心脏收缩时间时，根据心腔容积数据的结束心脏收缩时间V2可以对应于心音图数据的第二心音PCG2(或心音图中的第二波形)。这次，心电图数据的波ECG2不够清楚来表示结束心脏收缩时间V2。因此第二心音PCG2的时间可以假设为对应于第一结束心脏收缩时间V2的结束心脏收缩时间。类似于第一结束心脏舒张时间，根据心腔容积数据的第二结束心脏舒张时间V3可以对应于如前所述的心电图数据的第二R波ECG3。另一方面，心音图数据的另一个第一心音PCG3不够清楚来确定第二结束心脏舒张时间V3。因此，第二R波ECG3的时间可以假设为对应于第二结束心脏舒张时间V3的第二结束心脏舒张时间。因此，就可能确定有关各种连续图像数据的第一和第二结束心脏舒张时间和结束心脏收缩时间，而不计算各个连续图像数据的容积等。

已经描述了根据本发明的实施例的超声诊断装置。时间相位调整的特性可能实质上并不包含在该超声诊断装置中。根据本发明的可选择的实施例，在独立于超声诊断装置的数据处理器中提供该特性。数据处理器可以放置在不同于(远离)超声诊断装置的位置，并连接到超声诊断装置以及从超声诊断装置为其提供超声图像。进一步的，那些本领域技术人员可以理解根据这个实施例的数据处理器可以作为一个或多个处理装置来实现。因此，即使超声诊断装置是一个常规的装置，根据本发明这样可选择的实施例有可能满足时间相位调整的特性。

图17是示出了根据本发明的实施例的数据处理器的典型的构造的结构图。数据处理器1700可以包括一个图像测量单元176，一个输入单元177，和一个显示单元178。

图像测量单元176包括一个存储器1728，一个处理器1729，和一个显示存储器1730。显示单元178包括一个显示电路1731和一个监测器1732。通过存储从超声诊断装置获取的图像数据的可分开的存储介质或通过连接到超声诊断装置的通信电缆可以获得数据处理器1700中要处理的图像数据。包括在数据处理器1700中的每个元件的细节和其中的过程类似于在本发明的第一实施例中的那些描述。因此，这里就省略了元件和有关的过程的进一步描述。只要连续图像数据提供到数据处理器1700，根据本发明的实施例，任何类型的常规超声诊断装置能够受益于时间相位调整的特性。

上面已经描述了本发明的几个实施例。然而，本发明的实施例不仅限于那些实施例，可以在本发明的范围内改变。例如，本发明的实施例可以应用于X光诊断装置、X光计算的断层分析装置、磁共振成像装置等装置以及超声诊断装置获取的图像。进一步的，上述本发明的实施例已经示出了根据心腔的内部空间的时间序列容积转变的两种连续图像数据之间的时间相位调整。根据本发明的实施例的时间相位调整可以根据通过预定的自动轮廓抽取技术抽取的心腔的内部空间的时间序列面积转变获得。进一步的，根据本发明的实施例的时间相位调整可以基于沿长轴的心腔的内部空间的时间序列长度转变获得。更进一步的，上述本发明的实施例描述的是有关心室的测量(例如，左心室)。本发明的实施例可以选择的应用于心房的测量。

更进一步的，按照上述本发明的实施例，超声诊断装置已经根据指示四腔图和二腔图图像数据获取中的图像数据获取的启动命令信号，获取和连续存储一个预定数目的连续图像数据在存储器28中。命令信号从输入单元7输入。然而，可选择的图像数据获取技术可以应用到本发明的实施例中。例如，在四腔图和二腔图图像数据获取中，当图像通过存储器28实时显示在监测器32中时，操作者可以操作输入单元7来输入指示图像数据获取的命令信号。响应于命令信号，存储器28可以***作来在命令信号的输入定时前存储预定数目的连续图像数据。换句话说，预定数目的连续图像数据可以存储在存储器28中追溯到在命令信号的输入定时前在预定数目的图像中获取的过去图像。

在本发明的实施例中，表示四腔图的连续图像数据可以在表示二腔图的连续图像数据之前获取。然而，只要不受限制，获取两种连续图像数据的顺序可以不限制到本发明的上面实施例所描述的。

更进一步的，在本发明的实施例中，超声诊断装置或数据处理器可以具有一个能够以临时和/或非易失性状态接收和存储计算机程序和应用程序如计算机的可读指令的随机存取存储器(RAM)。超声诊断装置或数据处理器可以进一步具有一个硬盘驱动器，一个用于读出和写入磁盘的磁盘驱动器，和/或一个光盘驱动器用于输出和写入一个光盘(例如CD，CDR，CD-RW，DVD，或其他光器件)。那些本领域技术人员可以理解一个或多个这样的存储器，驱动器，和它们各自的介质是用于存储当执行时可以完成本发明的一个实施例的计算机可读指令的计算机程序产品的例子。

因此，不能加入本发明的实施例的特征的装置能够受益于该特征，只要该装置配备了读出和完成计算机可读程序的特性。

上述本发明的实施例是仅用于更容易地理解本发明而描述的例子，而不是描述来限制本发明。因此，本发明的实施例公开的每个元件和单元可以在本发明的范围内再设计和改变为它的等同物。此外，这些元件和单元的任何可能的组合可以包括在本发明的范围内，只要优点类似于根据在本发明的实施例中的上述公开获得的那些。

Claims (34)

1.一种超声诊断装置，包括：

配置来声穿透超声到待测者的声穿透器；

配置来从待测者接收超声产生的回波信号的接收器；和

处理器，与该接收器相通信，配置该处理器处理回波信号，以便获得在第一条件下的第一图像系列和在第二条件下的第二图像系列；

该处理器进一步配置来测量第一图像系列上的第一物理量和第二图像系列上的第二物理量，和

进一步配置该处理器基于第一物理量和第二物理量相对于第一图像系列的时间相位以便调整第二图像系列的时间相位。

2.如权利要求1所述的装置，进一步包括配置用于以图的形式显示第一物理量和第二物理量的显示器。

3.如权利要求2所述的装置，其中根据时间相位调整在时间相位上显示第一物理量和第二物理量。

4.如权利要求1所述的装置，其中处理器进一步配置来基于根据时间相位调整的第一物理量和第二物理量计算第三物理量。

5.如权利要求4所述的装置，进一步包括耦合到处理器和配置来以图的形式显示第三物理量的显示器。

6.如权利要求1所述的装置，进一步包括耦合到处理器和配置来显示根据时间相位调整的第一图像系列和第二图像系列的显示器。

7.如权利要求6所述的装置，其中第一图像系列和第二图像系列以移动图像的方式在时间相位上显示。

8.如权利要求6所述的装置，其中第一图像系列和第二图像系列以静止图像的方式在时间相位上显示。

9.如权利要求1所述的装置，进一步包括配置来显示根据时间相位调整的第一图像系列的第一缩略图和第二图像系列的第二缩略图的显示器。

10.如权利要求9所述的装置，进一步包括耦合到处理器并配置来选择一个或多个第一缩略图的输入装置；其中显示器进一步配置来显示对应于选择的一个或多个第一缩略图的一个或多个第一图像系列，和其中显示器进一步配置来以时间相位调整的方式显示对应于所述一个或多个第一图像系列的一个或多个第二图像系列。

11.如权利要求1所述的装置，其中第一物理量和第二物理量的每一个表示待测者的预定部分的容积。

12.如权利要求1所述的装置，其中第一物理量和第二物理量的每一个表示待测者的预定部分的面积。

13.如权利要求1所述的装置，其中第一物理量和第二物理量的每一个表示待测者的预定部分的长度。

14.如权利要求1所述的装置，其中第一条件是用于获得待测者的心脏的四腔图的第一图像系列的超声波心动描记法，和其中第二条件是用于获得待测者的心脏的二腔图的第二图像系列的超声波心动描记法。

15.如权利要求1所述的装置，其中第一条件是用于获得沿心脏的长轴的待测者的心脏的第一图像系列的超声波心动描记法，和其中第二条件是用于获得沿心脏的短轴的待测者的心脏的第二图像系列的超声波心动描记法。

16.如权利要求1所述的装置，其中第一条件是用于在药理负荷到待测者前获得第一图像系列的超声波心动描记法，和其中第二条件是用于在药理负荷到待测者后获得第二图像系列的超声波心动描记法。

17.如权利要求1所述的装置，其中第一条件是用于在运动负荷到待测者前获得第一图像系列的超声波心动描记法，和其中第二条件是用于在运动负荷到待测者后获得第二图像系列的超声波心动描记法。

18.如权利要求1所述的装置，其中当在超声波心动描记法下获得第一图像系列和第二图像系列时，处理器调整相对于第一图像系列的心脏收缩周期的时间相位的第二图像系列的心脏收缩周期的时间相位。

19.如权利要求1所述的装置，其中当在超声波心动描记法下获得第一图像系列和第二图像系列时，处理器调整相对于第一图像系列的心脏舒张周期的时间相位的第二图像系列的心脏舒张周期的时间相位。

20.如权利要求1所述的装置，其中当在超声波心动描记法下获得第一图像系列和第二图像系列时，处理器调整相对于第一图像系列的结束心脏收缩时间的第二图像系列的结束心脏收缩时间。

21.如权利要求1所述的装置，其中当在超声波心动描记法下获得第一图像系列和第二图像系列时，处理器调整相对于第一图像系列的结束心脏舒张时间的第二图像系列的结束心脏舒张时间。

22.如权利要求1所述的装置，其中处理器进一步配置来确定在包括在第一预定周期中的第一图像系列中的图像数目(N1)，确定在包括在第二预定周期中的第二图像系列中的图像数目(N2)，其中第一图像间隔时间(T1)是每个第一图像系列之间的时间，和第二图像间隔时间(T2)是每个第二图像系列之间的时间，和

其中处理器进一步配置来计算以公式C＝(N2×T2)/(N1×T1)表示的系数(C)，并根据系数C调整相时于第一图像系列的第二图像系列的时间相位。

23.如权利要求22所述的装置，其中，当在超声波心动描记法下获得第一图像系列和第二图像系列时，第一预定周期表示第一图像系列的心脏收缩周期和第二预定周期表示第二图像系列的心脏收缩周期。

24.如权利要求22所述的装置，其中，当在超声波心动描记法下获得第一图像系列和第二图像系列时，第一预定周期表示第一图像系列的心脏舒张周期和第二预定周期表示第二图像系列的心脏舒张周期。

25.一种超声诊断装置，包括：

配置来声穿透超声到待测者的声穿透器；

配置来从待测者接收超声产生的回波信号的接收器；和

与接收器通信的处理器，配置处理器以便处理回波信号从而当声穿透时获得在第一条件下的第一图像系和第二条件下的第二图像系列，

处理器进一步配置来当已经获得第一图像系列时在第一预定周期中检测第一、第二和第三特征曲线时间，和当已经获得第二图像系列时在第二预定周期中检测第四、第五、第六特征曲线时间，和

处理器进一步配置来根据第一至第六特征曲线时间调整第一图像系列的时间相位和第二图像系列的时间相位。

26.如权利要求25所述的装置，进一步包括配置来接收心电图数据的第一接口；和配置来接收心音图数据的第二接口；和其中处理器根据心电图数据检测第一、第三、第四和第六特征曲线时间和根据心音图数据检测第二和第五特征曲线时间。

27.如权利要求26所述的装置，其中第一、第三、第四和第六特征曲线时间的毒一个与包括在心电图数据中的R波相关，和其中第二和第五特征曲线时间的每一个与R波出现后的包括在心音图数据中的第二心音相关。

28.一种医疗图像装置，包括：

配置来在第一条件下产生第一系列医疗图像和在第二条件下产生第二系列医疗图像的发生器；和

与发生器通信的处理器，该处理器配置来测量第一系列医疗图像上的第一物理量和第二系列医疗图像上的第二物理量，并根据第一物理量和第二物理量调整相对于第一系列医疗图像的时间相位的第二系列医疗图像的时间相位。

29.一种接收在医疗设备中获得的一系列医疗数据的数据处理器，该数据处理器包括：

配置来从医疗设备中接收在第一条件下获得的第一系列医疗数据和从医疗设备中接收在第二条件下获得的第二系列医疗数据的接口；和

配置来测量在第一系列医疗数据上的第一物理量和在第二系列的医疗数据上的第二物理量，并根据第一物理量和第二物理量调整相对于第一系列医疗数据的时间相位的第二系列医疗数据的时间相位的处理器。

30.一种相对于在医疗设备中在第一条件下获得的第一医疗数据系列的时间相位调整在医疗设备中在第二条件下获得的第二系列医疗数据的时间相位的方法，该方法包括步骤：

测量在第一系列医疗数据上的第一物理量；

测量在第二系列医疗数据上的第二物理量；和

根据第一物理量和第二物理量调整相对于第一系列医疗数据的时间相位的第二系列医疗数据的时间相位。

31.一种医疗图像装置，包括：

配置来在第一周期过程中产生第一系列医疗图像和在不同于第一周期的第二周期过程中产生第二医疗图像的发生器；

与发生器相通信的处理器，该处理器配置来测量在第一系列医疗图像上的第一物理量和在第二系列医疗图像上的第二物理量，并根据第一物理量和第二物理量调整相对于第一系列医疗图像的时间相位的第二系列医疗图像的相位。

32.一种调整多个图像系列之间的时间相位的医疗诊断装置，包括：

配置来提供第一信号到待测者的发射器；

配置来从待测者接收与第一信号有关的第二信号的接收器；

与接收器通信的处理器，从接收器接收第二信号；和

耦合到处理器的记忆存储装置，该记忆存储装置存储图像系列；

其中处理器还操作来：

从第二信号产生多个数据组并在记忆存储装置中存储每个数据组为图像系列；

从每个图像系列中确定一个轮廓；和

根据从第一图像系列和第二图像系列的每一个确定的物理量的比较，调整相对于第二图像系列的轮廓的第一图像系列的轮廓。

33.如权利要求32所述的医疗诊断装置，进一步包括耦合到处理器用于显示相对于第二图像系列的轮廓的第一图像系列的调整的轮廓的显示器。

34.如权利要求32所述的医疗诊断装置，其中处理器进一步操作来根据从第二图像系列和第三图像系列的每一个中确定的物理量的比较，调整相对于第二图像系列的轮廓的第三图像系列的轮廓。

Images