专利名称：具有二维阵列探头的扩展视场超声成像的制作方法
具有二维阵列探头的扩展视场超声成像本发明涉及医疗诊断超声系统，并且，更具体地说，涉及执行全景或者扩展视场 (EFOV)成像的超声系统。二维扩展视场(EFOV)或者全景超声成像是用于可视化不能在常规超声成像中完 全观看到的较大或者较长结构(例如，股动脉、颈动脉)的有用工具。在二维OD)全景成 像中，如在美国专利6，442J89(01SSOn等)中所述，通过沿着2D图像的平面(方位维度) 手动扫描具有一维超声换能器阵列的探头而采集大量2D图像。对所采集的重叠图像进行 组合，从而通过利用探头运动估计生成全景图像，典型地，通过评估连续重叠图像之间的配 准(registration)对探头运动估计进行测量。如在美国专利6，516，215 (Roundhill)中所 示，在宽纵横比显示器上可以较好地观看超长的图像。使用一维超声换能器的常规扩展视 场成像的一个局限是只能沿着一个成像平面追踪运动，假定该一个成像平面与运动方向一 致。如果运动方向与换能器的成像平面不一致，则全景图像中将存在几何失真，并且减少了 精确测量的可能性。对较长结构成像的另一种方式是通过徒手(free-hand)扫描。在徒手扫描中，在 垂直于图像平面的方向上(即，在立面(elevational)维度上)手动地扫描超声探头，以获 得来自彼此大致平行的不同平面的一系列图像。可以合并这些图像以创建已知为徒手3D 成像的三维(3D)体(volume) 0在美国专利Re. 36，564(ktiwartz等)中描述了徒手扫描。 徒手3D成像具有从不同取向和平面显示解剖结构的能力，而不需要临床医生根据2D图像 经过思考来解释该结构的3D取向。徒手3D扫描可以生成其大小仅受超声系统的可及声音 窗口和数据存储大小限制的体积，并且因此相对于常规3D超声成像具有若干临床上的优 点，在常规3D超声成像中，体积大小受探头的最大机械或者电子扫描角度限制。如果将要从徒手3D全景图像中进行距离或体积的精确测量，则应该对图像采集 进行校准，使得结构的大小和取向在几何上是精确的。在经校准的3D全景成像中，探头运 动追踪和重构对于产生经校准的体积是重要的。超声探头的追踪提供了运动估计，这些运 动估计直接用于补偿探头扫描期间的探头运动。为了最小化与伪像(artifact)相关的图 像质量损失，可靠的3D体积重构也很关键。此外，提供有助于在目标结构上扫描的实时用 户反馈也很重要。例如，在美国专利5，899，861 (Friemel等)和美国专利6，572，M9 (Jong等)中 已经提出了针对3D全景成像使用ID阵列探头的徒手采集。在该方法中，通过估计从不同 立视平面顺序采集的图像中斑点图案的去相关率，对探头运动进行追踪。然而，对于斑点 图案(speckle pattern)，保持连续图像中的部分相关是必须的，尤其在探头快速扫描期 间，这并不总是可能的。另外，基于斑点去相关的运动估计也不是非常可靠，并且受诸如来 自明亮镜面反射体的那些伪像的强烈影响。为了获得更加可靠的运动追踪，如在美国专利 6，517，491 (Thiele等)中所描述的，可以将外部定位传感器(例如，磁或光)附着到ID阵 列探头。然而，这些追踪设备会受到干扰和低灵敏度影响，并且精确性差。该方法还需要将 额外的设备附加到探头和系统两者上，这也不太方便。近来，通过引入电子操纵(steer)的2D阵列探头已经取代了机械ID阵列探头。二维阵列换能器可以通过波束的定相操纵在三个维度上电子扫描体积区域。不必在身体上机 械地扫描探头以采集3D图像，并且在探头中不存在移动部件。2D阵列探头可以实时生成 3D体积图像，并且还可以采集更小的三维体积，如在美国专利5，993，390 (Savord等)中所 描述的，这些更小的三维体积可以缝合在一起以生成具有血流协调循环显示(coordinated looping display)的更大体积的图像。然而，2D阵列探头具有与机械ID阵列探头相同的 局限，该局限是视场受限于探头下面的区域。另一种3D成像的方法是最近提出的I-波束或者E-波束探头，其包括主成像阵列 以及如在美国专利6，102，865 (Hossack等)中所描述的两个或三个相邻的垂直追踪阵列。 然而，该方法的局限在于其仅能估计由追踪阵列的取向设定的预置方向上的探头运动。此 外，由于多个阵列必须制造在单个探头中并且同时操作，所以这样的系统比较昂贵。探头位 置精度受限于追踪阵列的大小，追踪阵列通常远小于成像阵列。根据本发明的原理，使用来自2D阵列探头的电子波束操纵来采集多个平面图像。 这些平面图像用于采集扩展视场的图像或者体积，同时同步追踪多个方向上的探头运动。 在优选实施例中，采用2D阵列探头创建和显示徒手3D全景图像，其可以在任何任意图像平 面中对波束进行电子操纵。在2D阵列探头在目标对象上的手动扫描期间，采集来自主平面 的由B-模式和/或彩色多普勒(例如，速度、功率和/或差异)组成的一系列平面图像。 采集来自该平面的超声数据并且如果需要也采集来自其它平面的超声数据，并且用于通过 计算沿着那些平面所采集的连续图像之间的配准来追踪探头运动。组合来自每个平面的 运动估计，以找出探头的总体运动矢量。总体运动估计用于补偿在根据主平面图像重构经 校准的体积中的探头运动。根据本发明的另一个方面，针对实时用户反馈，在2D阵列探头 扫描期间，显示部分体积。在另一个实施例中，显示一个或多个平面图像，以示出扫描的过 程。另外，来自主平面的图像可以与由一个或多个运动估计平面生成的2D全景图像一起显 示。根据本发明的另一个方面，在探头扫描期间显示图标，以告知临床医生关于探头运动的 速度和/或方向。在附图中

图1以方框图形式示出根据本发明的原理构建的超声诊断成像系统；图2示出正在对象皮肤上移动的2D阵列换能器；图3示出当移动2D阵列换能器时两个平面中的超声信息的采集；图4示出当移动2D阵列换能器时三个平面中的超声信息的采集；图5示出图4对具有扩展长度的血管进行成像的图像采集技术；图6a_6c示出当采集图像的2D阵列换能器移动时不同平面中的图像结构的位置 变化；图7是图1的超声系统的运动估计部件的更详细的方框图；图8是图7的EFOV子系统的更详细的方框图；图9是图8的3D体积重构的更详细的方框图；图IOa-IOd示出根据本发明的使用2D阵列探头的3D EFOV图像的显影；图11示出由本发明的超声系统生成的显示，其中探头运动指示器指示扫描速度；图12示出由本发明的超声系统生成的另一显示，其中探头位置指示器指示扫描 过程。
首先参考图1，以方框图的形式示出了根据本发明的原理构建的超声系统。将探头 耦合到包括二维阵列换能器500和微波束形成器502的该系统。微波束形成器包括控制施 加到阵列换能器500的元件组(“贴片”)的信号并且对由每组元件接收的回波信号进行某 些处理的电路。探头中的微波束形成器有利地减少了探头与超声系统之间的电缆503中导 体的数目，并且其已在美国专利5，997，479 (Savord等)和美国专利6，436，048 (Resque)中 进行了描述。将探头耦合到超声系统的扫描器310。扫描器包括波束形成控制器312，其对用 户控制36作出响应并且将控制信号提供给微波束形成器502以指示探头关于发送波束的 定时、频率、方向和聚焦。波束形成控制器还通过控制模数(A/D)转换器316和波束形成 器116来控制由扫描器接收的回波信号的波束形成。通过扫描器中的预放大器和TGC(时 间增益控制)电路314对探头接收的回波信号进行放大，随后由A/D转换器316进行数字 化。随后，将已数字化的回波信号通过波束形成器116成形为全操纵并聚焦的波束。随后， 由图像处理器318处理回波信号，该图像处理器318执行数字滤波、B模式检测以及多普勒 处理，并且还可以执行诸如谐波分离、经过频率复合的斑点减少的其它信号处理、以及其它 所需的图像处理。将由扫描器310生成的回波信号耦合到显示子系统320，其处理回波信号用于以 所需图像格式显示进行显示。由图像线处理器322处理回波信号，该图像线处理器能够对 回波信号进行采样、将波束片段拼合成完整的线信号、并且平均线信号以改善信噪比或者 流持续性(flow persistence) 0将图像线通过扫描转换器3 扫描转换成所需的图像格 式，该扫描转换器3M执行本领域中已知的R-theta转换。随后，将图像存储在图像存储器 3 中，该图像可以从该图像存储器3 中显示到显示器150上。存储器中的图像还叠加到 将要与该图像一起显示的图形上，这些图形由对用户控制36作出响应的图形发生器330生 成。在图像循环或者序列的采集期间，各个图像或者图像序列可以存储在电影回放(cine) 存储器326中。为了获得实时体积成像，显示子系统320还在3D EFOV子系统304 (在图8和9中 更充分描述)中包括了 3D图像绘制(rendering)处理器，其从图像线处理器322接收图像 线以绘制实时三维图像，该实时三维图像被耦合到图像存储器3 用于在显示器150上显示。根据本发明的原理，3D EFOV子系统生成用于扩展视场成像的图像。EFOV图像可以 是如在上述Olsson等和Roundhill专利中描述的二维平面图像，或者可以是3D图像。通过 使用由电影回放存储器3 提供的图像数据对运动估计器302中的探头运动进行估计来组 合EFOV图像。例如，通过使用如美国专利6，299, 579 (Peterson等)中所描述的称为MSAD 块匹配的技术，运动估计器可以通过配准连续采集的图像数据追踪探头沿着患者身体的运 动。如果需要，可以使用诸如非刚性身体配准的其它运动估计技术。块匹配技术计算连续 采集图像之间的位移，这些连续采集图像至少部分重叠。当在不同平面取向计算图像的位 移时，可以通过运动估计器302在三个维度上计算幅度和方向的位移向量。位移向量将位 置信息提供给EFOV子系统304，以相对定位随着探头运动从不同平面采集的图像。当通过 EFOV子系统对连续图像相对于彼此适当定位时，生成几何上精确的二维或者三维EFOV图 像。
通过首先参照图2，可以更加充分地理解本发明的EFOV成像技术，图2是当采集 EFOV图像时描绘2D阵列探头运动的透视图。所示出的2D阵列换能器500具有包围探头 外壳，并且为了图示清楚，去除了换能器架(stack)。在该图中，2D阵列换能器500沿着患 者的皮肤表面2移动，并且随其移动时采集图像数据。2D阵列换能器在“向前”方向并且在 远离探头之后的“向后”方向的大箭头的方向上移动。运动方向的两侧是“向左”和“向右” 方向。采用这些方向参考，现在参照图3，其示出了随着探头在箭头所指示的方向上移动 时在其中采集图像的两个平面“S”(矢状面)和“τ”(横断面)。在本示例中这两个平面所 示为矩形形状，尽管在给定实施例中它们可以具有诸如扇形或者梯形形状的其它形式。可 以看到两个平面S和T从2D阵列换能器500的“向下”方向上延伸。虽然2D阵列换能器 500能够扫描更多图像平面，并且实际上扫描阵列换能器以下的全部体积，但是在本实施例 中，仅必须扫描S和T两个平面。仅需要扫描两个平面意味着可以通过交替或者交叉扫描 两个平面以快速连续的方式迅速采集图像。高采集帧率意味着在图像之间出现相对较小的 运动，并且在连续图像的图像数据内容上存在显著的重叠，从而提高了找到图像数据中相 似性并且计算运动矢量的能力，并且还提高了对已校准体积的后续重构的空间采样。可以 精确估计连续图像之间的位移，并且由图像相对于彼此的校正位置组合几何上精确的EFOV 图像。在图3的示例中，可以形成两种类型的EFOV图像。一种由随着2D阵列换能器在 箭头方向上移动采集的连续S平面图像构成。在向后到向前方向上的运动将反映在连续采 集的S平面图像的图像内容中。向上和向下的运动也将反映在S平面的图像内容中。连续 T平面图像之间的位移将揭示在向左或者向右、以及向上和向下方向上的运动。因此，这些 位移估计用于生成从一个S平面图像到下一个S平面图像的相对位移。随后，连续S平面 图像叠加成一直线并且缝合在一起以生成其最长维度为箭头方向的二维EFOV图像。应该 注意，不同于使用I-D换能器的常规EFOV成像，根据本发明的原理，探头运动不必与S平面 精确对准，这是很重要的。即使运动偏离该平面，也可以通过T平面追踪该偏离，从而可以 生成良好校准的全景图像。可以在图3的示例中采集的其它EFOV图像是从连续采集的T平面图像中编辑的 3D EFOV图像。如前所述，从S和T平面图像信息中计算连续采集的T平面图像之间的位 移向量，随后将其用于相对于彼此恰当定位连续T平面图像。随着继续在箭头方向上采集 T平面图像，由于更多的T平面的连续位移在先前采集和定位的图像的前方(FRONT)，因此 三维图像在箭头方向上的厚度增大。因此，3D EFOV图像具有正交于T平面的最长维度。由于针对2D EFOV和3D EFOV图像两者均连续采集平面图像，因此可以同时生成 两个图像。例如，可以采集根据连续T平面图像截取的组织的扩展体积图像，并且可以通过 连续S平面的EFOV生成该体积中心向下扩展的切割平面。不需要将S和T平面与物理的 换能器阵列500的特定维度相关联，但是可以使S平面沿任一维度取向、T平面垂直于该维 度来采集S和T平面。S平面不需要如图3中所示居中位于2D阵列下方，而是可以采集为 在中心任一侧或者以角度倾斜来形成3D EFOV图像的3D体积的具有不同取向切割平面的 EFOV图像。取决于针对S和T平面的孔径(aperture)选择，T平面并不必垂直于S平面。图3的示例增加第三采集平面，已知为平行于二维阵列主(major)平面的“C”(横7截面或冠状面)平面。如上所述计算连续C平面图像之间的位移，并且将在向后到向前以及 向左到向右方向上指示2D阵列换能器的运动。连续T平面图像提供在向上和向下方向上 的位移信息的情况下，可以看到，能够计算三维位移矢量而不需要任何来自S平面的信息。 这意味着，对于从来自S平面的图像编辑的2D EFOV图像而言，可以针对成像优化S平面的 采集，并且可以针对位移测量优化T和C平面的采集。或者，如果连续T平面图像将组合成 3D EFOV图像，则可以针对位移测量优化C和S平面的采集，而针对成像优化T平面的采集。 例如，可以使位移测量图像的尺寸更小，或者使它们的线间距增大，同时保持较大的图像平 面并且对于高分辨率图像利用高线密度。在图4的示例中，如果需要，还可以根据连续C平面图像组合2D EFOV图像。当采 集C平面时，可获得C平面与探头之间的体积数据而无需任何额外的声音传输。可以通过 3D配准对连续的体积数据序列进行对准，以找到探头在整个采集过程中的6个自由度(3个 平移和3个旋转)，这实现了 3D或者2D EFOV图像的精确重构。应该认识到，正交于平面的运动将使图像平面的图像内容迅速地对一个平面与另 一个平面去相关，从而使得在该方向的位移估计成为问题。然而，使用多个不同取向的平面 使得这样的立面位移出现在另一个图像的平面中，其中，图像与图像的相关性将保持很高， 并且仍然能够精确地估计位移。图5绘出了使用T、S和C平面对身体中血管V的EFOV扫描。在该示例中，在相 当可观长度的血管V上生成EFOV图像，使得该血管的大多数或者全部特性在单个图像中诊 断。随着2D阵列换能器探头的移动，S平面保持与血管V的中心对准，从而可以生成在血 管的垂直中心向下的切割平面图像。C平面的深度设定为使得如果血管保持在身体中的恒 定深度，则该平面就将继续与血管的水平中心交叉。随着探头的移动，T平面继续与血管以 及其周围组织交叉。例如，这一设置方式可以用于同时生成多个EFOV图像、根据连续T平 面图像生成血管V的3D EFOV图像，以及根据连续T和C平面图像生成正交取向的2D切割 平面。图6a_6c绘出了可以容易地根据连续的不同取向的平面确定的不同的平面内位 移。如图6a所示，当探头在箭头方向上移动时，如由该结构的连续位置S1和&之间的小箭 头所指示的，看起来在一个S图像前面的结构S1将移动到下一个连续S平面图像的后面。 该结构向上和向下的位移也将容易根据该结构在连续图像中的相对位置来识别。图6B示 出了当探头移动到左边时，一个T平面图像中S1结构的位置将改变到连续T平面图像中的 &位置。根据连续T平面图像还可以容易地识别向上和向下位移。如图6c中所示，连续C 平面图像将容易地揭示探头的向前和向后运动，以及向左和向右运动。图7是示出图1的运动估计器302与3D EFOV子系统304之间的连接的方框图。 在该实施例中，电影回放存储器3 在将所接收的平面图像用于EFOV图像之前对其进行存 储。在该示例中，因为B模式图像没有呈现出一些多普勒信号的脉动或者闪烁伪像，因此将 B模式图像用于运动估计。运动估计器对连续B模式图像进行分析，并且逐个图像地估计位 移向量。将这些运动估计传送到3D EFOV子系统，在3D EFOV子系统中，这些运动估计用于 相对对准所采集的图像。所对准的图像，如从电影回放存储器传送到3D EFOV子系统的，可 以是多普勒图像、B模式图像、或者二者。运动估计器还为图形发生器330产生运动信息， 如下所述，该图形发生器330使用该信息在图像显示器上显示一个或多个运动指示图标。8
图8是示出根据本发明的原理构建的3D EFOV子系统304的进一步细节的方框 图。将来自运动估计器302的运动估计耦合到2D马赛克构造器310、3D多普勒体积重构器 308、以及3D B模式体积重构器306。将存储在电影回放存储器3 中的B模式图像提供给 2D马赛克构造器310、运动估计器302、以及3D B模式体积重构器306。将多普勒图像提供 给3D多普勒体积重构器308。3D体积重构器的工作方式与美国专利5，572，291 (Schwartz) 中所述的3D图像绘制器的工作方式相同，在美国专利5，572，291 (Schwartz)中所述的3D 图像绘制器中，根据如通过运动估计器的运动估计所引导的那样相对于彼此取向的多个2D 图像绘制3D图像。取决于所提供的图像信息，将一个或两个3D绘制耦合到3D显示子系统 330，其中如在’ 291专利中所描述的，可以将B模式以及多普勒绘制的组织和血流图像融合 在一起用于组织和血流两者的3D图像。各种3D可视化增强，诸如多平面重构和表面绘制 也可以应用于3D显示子系统中。将3D图像提供给图像存储器3 用于显示。如在前述 Olsson等的专利中所述的，2D马赛克构造器210组合部分重叠的2D图像帧以构成2D EFOV 图像。将2DEF0V图像提供给图像存储器328，还可以从该图像存储器328中独立或者与3D 显示子系统330的3D EFOV图像一起显示。例如，3D显示子系统330可以提供身体中体积 的3D EFOV图像，而2D马赛克构造器提供整个3D体积的平面切片的2D EFOV图像。图9是示出本发明实施例的3D体积重构器的进一步细节的方框图。所示的3D体 积重构器306、308能够借助于前向重构器332和后向重构器334利用前向和后向数据映射 同时形成3D图像。利用前向映射重构3D体积，其中，取决于由运动估计提供的变换矩阵，将 输入数据直接映射为输出体素(voxel)。虽然该方法能够以与输入2D图像潜在相同的分辨 率提供快速响应，但是由于一旦接收到新的图像数据就将其添加到所绘制的体积中，所以 所得到的3D图像在重构体积中具有孔。另一方面，后向重构器的后向映射方法利用逆变换 矩阵，使得通过插值的方式从输入数据中生成更详细的输出体素。利用后向映射3D重构， 在重构体积中会出现较少的孔，但是由于重构必须在能够对平面间图像数据进行插值之前 等待来自扫描的所有的输入数据，所以响应会更慢。可以使用的合适的插值方法表示为Qo = -Τ~Γ 込 + -ΓΓΤ QxCll +O2U1 + U2其中，Q0是两个所采集的像素A和A之间所插入的像素值，其分别与所采集的像 素隔开距离屯和屯。或者，可以使用诸如多项式和样条插值的其它更高级的差值技术。所 说明的实施例提供了前向和后向重构，使得用户具有对用于显示的更快或者更详细重构的 选择。图IOa-IOd示出当正在扫描病人时3D EFOV图像如何出现在超声系统显示器上。 当探头在由图IOa中的箭头所指示的方向上移动时，将平分血管V的图像平面连续添加到 正在扫描和显示的体积100的前表面。当探头继续沿着患者的皮肤移动时，越来越多的平 面被扫描，并且被添加到体积的前面，并且该体积在如在图IOb的较长的EFOV体积100中 所示的维度上增长。在探头进一步移动时，更多至正面的平面添加到该体积，如在图IOc中 所描述的，其增长更多。如前面所解释的，通过对运动进行估计并且因此对从最后采集的平 面到当前平面的位移进行估计，将每个新的平面相对于体积的先前平面进行定位。该位移 信息可以根据诸如图3、4和5中所示的平面图像C或S的一个或多个正交扫描平面的图像 数据来计算。因此，考虑每个新采集的平面与先前采集的平面和体积的正确几何关系，添加每个新采集的平面。因此，所得到的体积在几何上是精确的，并且能够支持该体积中所示结 构的量化测量。图IOd是根据本发明采集和生成的实际3DEF0V图像的视图。(为了清楚说 明，在图IOd中，图像像素的黑白灰度范围与正常白黑相反)。图11示出根据本发明的原理构建的超声系统的EFOV显示50，其对正在移动超声 探头以采集EFOV图像的临床医生提供了指导。在该示例中，从在图3的矢状平面S中采集 的连续分量图像中编辑2D EFOV图像66。随着探头的移动，在矢状S和横断T平面中连续 采集分量图像。运动估计器302使用两个平面中的图像追踪探头的运动。在该显示的顶部 示出了一些或者全部横断和矢状分量图像，其中，52是最近采集的横断平面图像而M是最 近采集的矢状平面图像。将由图形发生器330生成的图形图标56和58显示在分量图像52 和M之上，图形图标56和58包括用于指示各自平面取向的色彩高亮的条。在该示例中， 取向被指示为好像从换能器500之上观看平面边缘一样。根据本发明的原理，在显示50的中心示出了两个探头运动指示器6。每个探头运 动指示器具有描绘出范围的彩色条60、62，以及指示该范围内的一点的小三角形(由箭头 指示)。在该示例中，每个探头运动指示器向临床医生提供正在移动的探头的速度的指示， 两个所示的指示器分别用于横断和矢状运动。根据由运动估计器302估计的帧到帧的位移 以及采集帧的已知时刻计算图形三角形在每个条上方的位置。知道这些时间和距离值能够 直接估计给定方向上的速度。在该示例中，由于临床医生通过在如图3所示的向前矢状方 向上移动探头以执行EFOV扫描，所以横断运动指示器告诉临床医生他的探头的运动是在 沿着身体上的直线，还是向左或向右偏移。在该示例中，当小三角形保持在彩色条60的中 心上方时，探头沿直线向前移动。这意味着用于形成EFOV图像66的每个连续矢状分量图 像基本上在相同的图像平面中。但是如果探头开始向左或向右移动，连续分量图像将不是 共面的，并且小三角形将相应地移动到彩色条中心的左边或右边，以指示该运动偏差。探头 向左或向右移动得越快，所显示的小三角形与彩色条中心的偏差就越大。当探头重新开始 沿直线向前移动时，小三角形将返回并且再次保持在中心。在该示例中，包括彩色条62的矢状探头运动指示器将指示向前方向的速度。在扫 描开始之前并且探头在患者上静止时，小三角形在彩色条的最左侧上方，零速度点。随着临 床医生开始移动探头并且其速度增大，小三角形开始移动到右边，以指示探头在矢状向前 方向的速度。对于均勻EFOV图像，需要以恒定速度移动探头，从而以基本上均勻间隔的时 间和空间间距采集分量图像。使用给定实施例中可用的、诸如图像的所需长度、电影回放存 储器的可用量、分量图像重叠的数量等的参数，临床医生能够建立他的系统，以使得当探头 以所需速度移动时，小三角形将在彩色条的中心上方。因此，为了以所需速度扫描解剖结构 的直线宽域(straight expanse)，临床医生仅需要看到两个小三角形在移动探头时都停留 在它们各自彩色条的中心上方。通过维持小三角形的这一定位，临床医生将获得其需要的 高质量EFOV图像。由于一些用户可能想要观看采集期间所显示的图像，还可以提供当探头 移动过快或者过慢时诸如铃声的声音报警。应该意识到，可以以单位而不是速度命名一个或两个探头运动指示器。例如，临床 医生可以决定在身体50cm的距离上采集EFOV图像。随后，可以设置矢状探头运动指示器 条62指示朝向该距离的过程，从彩色条62左侧的零开始，并且继续到右边所经过的50cm 距离。随着临床医生开始扫描，小三角形将继续移动探头与其起始点的位移。当小三角形已完全移动到彩色条右端时，临床医生将知道已经完成了 50cm扫描。探头运动指示器可以 以此命名的另一个单位例如是时间。图12示出根据本发明的原理构建的超声系统的第二 EFOV显示50，其向正在移动 超声探头以采集EFOV图像的临床医生提供了指导。在该示例中，该显示没有随着EFOV图 像的发展而示出EFOV图像，而是仅示出了所采集的分量图像52和M。运动估计器使用分 量图像追踪探头的运动。如前面的示例中那样，平面取向图标56、58所示在各自分量图像 52,54上方。在执行EFOV扫描时探头所穿过路径的图形轨迹显示在分量图像上方的显示 区域。在该示例中，由一系列小点形成轨迹70。轨迹70下方的取向箭头指示横断方向 (左-右)和矢状方向(后-前)。根据由运动估计器302生成的位移估计生成轨迹70。 沿着轨迹70记下一系列圆圈72，其标记沿着轨迹所描绘的路径的Icm增量。或者，可以在 采集到给定数目的分量帧之后，或者在扫描期间发生另一个时间增量之后记下圆圈70，给 临床医生探头均勻运动的感觉。在轨迹70的结束处，较大的点8指示在探头运动期间当前 探头的位置。轨迹70的路径可以与阵列的特定点相关，该特定点诸如通过使用S和T平面 的交叉轴并且将其在2D阵列上的初始点作为探头位置参考点。在该示例中，从连续横断平面52中编辑3D EFOV图像。在该所说明的示例中，被 扫描的组织的体积包括在横断分量图像52中以横断横截面以及在矢状分量图像M中以纵 向横截面示出的血管V。临床医生可以引导其探头运动以如在附图中所示地保持血管V的 横断横截面居中于每个连续横断分量图像52的中间，并且使连续矢状分量图像M继续显 示血管V的主纵向切割平面。由此，临床医师在完全包围血管V的3D EFOV图像的采集可 以得到引导。在完成所引导的图像采集之后，临床医生可以切换到诸如图IOd的3D EFOV 图像的视图。虽然优选实施例使用了 2D阵列换能器探头，该2D阵列换能器探头在移动该探头 时在所需的图像平面上对波束进行电子操纵，但是应该意识到，还可以采用机械3D扫描探 头执行EFOV扫描和图像采集，当移动探头时，其在探头中来回振荡ID阵列。例如，在美国 专利公开2004/0254466中所示的3D机械探头可以用于根据本发明的EFOV扫描。每次该 移动ID阵列在其振荡扫描中获得给定位置时，可以在该阵列位置的图像平面取向上采集 图像。可以继续操作该阵列的一个或者几个邻近元件，以随着阵列振荡继续扫描正交平面。 随着探头沿着患者的皮肤移动，当在EFOV扫描中移动探头时，这两个采集将继续扫描两个 不同的平面。
权利要求
1.一种超声诊断成像系统，其生成扩展视场(EFOV)图像，所述超声诊断成像系统包括超声探头，所述超声探头包括可沿着受体的表面移动的阵列换能器； 耦合到所述阵列换能器的波束形成器，在所述探头沿着所述表面移动时，所述波束形 成器控制所述探头重复扫描相对于所述阵列成不同平面取向的多个图像平面；图像处理器，在所述探头移动时响应于从所述阵列换能器接收的信号，所述图像处理 器形成所述不同平面取向的图像序列；运动估计器，响应于所述图像序列中的至少一个图像序列，所述运动估计器生成探头 运动估计；EFOV子系统，响应于所述探头运动估计，所述EFOV子系统根据所述图像序列中的至少 一个图像序列生成EFOV图像；以及显示器，响应于所述EFOV子系统，所述显示器显示所述EFOV图像。
2.如权利要求1所述的超声诊断成像系统，其中，所述EFOV子系统生成二维QD)EF0V 图像。
3.如权利要求1所述的超声诊断成像系统，其中，所述EFOV子系统生成三维(3D)EF0V图像。
4.如权利要求1所述的超声诊断成像系统，其中，所述阵列换能器还包括ID阵列换能 器，所述ID阵列换能器在所述探头内机械地移动。
5.如权利要求1所述的超声诊断成像系统，其中，所述阵列换能器还包括2D阵列换能 器，所述2D阵列换能器执行电子波束操纵。
6.如权利要求1所述的超声诊断成像系统，其中，所述运动估计器通过分析一组给定 平面取向的连续采集图像的图像数据，生成探头运动估计。
7.如权利要求1所述的超声诊断成像系统，其中，所述不同平面取向是矢状平面取向 和横断平面取向。
8.如权利要求7所述的超声诊断成像系统，还包括C平面取向。
9.一种操作如权利要求1所述的超声诊断成像系统以生成EFOV图像的方法，包括 沿着受体的表面移动所述超声探头；在所述探头移动时，重复采集两个不同平面取向的图像；在所述探头移动时，根据以所述平面取向中的一个或多个平面取向采集的图像，估计 所述探头的位移；使用探头位移的估计，根据以所述平面取向中的一个平面取向采集的图像，生成EFOV 图像；以及在所述显示器上显示所述EFOV图像。
10.如权利要求9所述的方法，其中，重复采集还包括使用2D阵列换能器采集图像。
11.如权利要求9所述的方法，其中，重复采集还包括使用在所述探头内移动的ID阵列 换能器采集图像。
12.如权利要求9所述的方法，其中，估计还包括比较所述一个平面取向的连续采集图 像的图像数据。
13.如权利要求9所述的方法，其中，使用还包括在所述探头移动时，根据从矢状平面取向采集的连续图像，生成二维EFOV图像。
14.如权利要求9所述的方法，其中，使用还包括在所述探头移动时，根据从横断平面 取向采集的连续图像，生成三维EFOV图像。
15.如权利要求9所述的方法，其中，使用探头位移的估计以生成EFOV图像还包括执行 前向3D重构和后向3D重构的其中之一或二者。
16.如权利要求9所述的方法，其中，估计所述探头的位移还包括根据B模式图像估计 探头的位移。
17.如权利要求16所述的方法，其中，使用探头位移的估计以生成EFOV图像还包括生 成B模式EFOV图像和多普勒EFOV图像的其中之一或二者。
18.如权利要求9所述的方法，其中，使用还包括在所述探头移动时根据从C平面取向 采集的连续图像，生成EFOV图像。
19.如权利要求9所述的方法，其中，使用还包括在所述探头移动时根据从C平面取向 采集的连续图像以及所述C平面与所述探头之间的体积数据，生成三维EFOV图像。
全文摘要
一种超声诊断成像系统产生扩展视场(EFOV)图像。在待包含在该EFOV图像中的解剖结构上沿着患者的皮肤移动3D成像探头。当探头移动时，自诸如矢状平面和横断平面的多个不同取向的图像平面采集图像。当探头移动时，比较一个取向的连续平面的图像数据，以估计探头的运动。这些运动估计用于以EFOV显示格式精确地相对于彼此定位以一个取向采集的连续图像。显示格式可以是2D EFOV图像或者3D EFOV图像。
文档编号G01S15/89GK102057296SQ200980120741
公开日2011年5月11日 申请日期2009年6月2日 优先权日2008年6月5日
发明者J·杰戈, J-M·钟, L·J·奥尔森, M·安德森, R·恩特金, Y·余 申请人:皇家飞利浦电子股份有限公司