3D超声诊断成像系统以等同于3D图像数据集的采集速率的3D显示帧率产生3D心脏图像。被成像的体积心脏区域被分离的扫描波束稀疏地子采样。取决于图像场中是否存在运动，波束之间的空间位置用内插值填充，或者与来自其他3D扫描间隔的采集数据值交织。使用多个不同的波束扫描图案，不同的波束扫描图案具有不同的空间位置，在这些空间位置中定位波束并且省略波束。可以连续重复不同波束扫描线图案的序列，或者序列的图案与心动时相同步，从而使得在N次心跳的序列内，通过N条不同的扫描线图案扫描相同的各自时相。
【技术实现步骤摘要】
【国外来华专利技术】对心脏的高体积率3D超声诊断成像本专利技术涉及医用诊断超声系统，具体而言，涉及以高显示帧率执行心脏的实时3D 成像的超声系统。超声成像多年来一直用于实时扫描并显示身体的二维(2D)图像平面。近年来，随着矩阵式换能器阵列以及利用2D换能器阵列对身体的体积区域进行电子扫描的超声探头的出现，实时3D成像得以商用。实时3D成像的障碍是扫描体积区域所需的时间。典型的 2D图像平面可以经128条发射和接收扫描线扫描以形成2D图像。即便在最大的诊断深度， 超声在身体中行进的速度，标称达1580米/秒，使得能够以快到足以实时成像的方式采集图像。实时成像通常是指20巾贞每秒、优选为30巾贞每秒以上的显不巾贞率，后者为标准NTSC 电视或者显示监视器的帧率。但是，使用相同的扫描线密度扫描体积区域会花费显著更长的时间，因为待发射和接收的扫描线数目数以千计。采集单3D体积图像的时间因此受限于超声脉冲和回波行进的声速。当对诸如心脏的活动器官成像时问题会更加复杂，因为长的采集时间会导致模糊或畸变的图像，并且当每条扫描线必须经过多次脉冲控制时，采用多普勒成像将使问题变得更加困难。用于实现实时成像的为数不多的折中办法之一是只对小体积区域进行扫描和成像。但是，这将限制视野，因此限制诊断3D超声的实用性。美国专利US5993390 (Savord等人)描述了实现实况3D超声成像的另一方式。在这一方式中将大视野分成若干体积段。分别对每个体积段进行成像，然后各图像段结合在一起形成宽视野的邻接3D图像。该专利的图5给出了心脏成像的例子。心脏的图像域被分成9个体积段。在心动周期的每个时相对每段进行成像。花费9次心跳以采集所有必需的体积段。对应于相同时相的各段被结合在一起，然后以实时显示速率重放所结合的体积的时相序列，从而示出整个心搏周期内心脏跳动的大视图的实况序列。尽管所得到的图像序列是实况的，但是却不是实时的，因为只有在采集组成的体积段所需的心跳数目之后才可获得实况图像序列。相应地，人们期望能够对大视野进行实时三维超声成像。此外，人们期望对身体中像心脏一样的处于运动的器官执行实时3D超声成像，并且以这样的体积显示帧率来这样做，即该帧率要大到足以平滑地显示运动，而不产生模糊、畸变或其他图像伪影。根据本专利技术的原理，描述了一种诊断超声系统，该系统通过使用低(宽间隔)扫描线密度对体积区域进行子采样来采集3D图像的体积图像数据，所用的低扫描线密度足以在对期望的体积显示帧率而言充分的时间间隔内对整个体积区域进行子采样。由于得到的图像数据集对体积区域不能充分进行空间采样，因此在方位角维度和仰角维度上对图像数据进行内插以用内插图像数据填充所采集的扫面线之间的空间。在优选的实施方式中，针对心脏的不同体积采集采用多种不同的扫描图案。能够连续重复不同扫描图案的序列，或者能够每个心搏周期改变不同扫描图案的序列，使得在多个心搏周期内，使用每种扫描图案按序列扫描心脏的每个时相。可以对每个体积采集的图像数据进行内插以呈现包括采集图像数据和内插图像数据的图像，或者能够使用来自一个或多个其他体积采集的采集数据填充(交织)未扫描的图像位置的一些或全部。优选地，在局部逐像素的基础上实时决定是否使用内插或交织的图像数据。4在附图中图I以框图形式示出了根据本专利技术原理构造的3D超声成像系统。图2以框图形式示出了图I的3D图像处理器的一种实施方式的细节。图3示出了根据本专利技术原理正在通过子采样进行扫描的体积区域。图4a示出了根据本专利技术的四种子采样波束图案。图4b示出了在体积区域的未采样点处的图像数据的插值。图5a和图5b示出了根据本专利技术原理可用于心脏成像的两种子采样波束图案的序列。图6示出了使用多线波束形成器对体积区域的子采样。首先参考附图说明图1，能够进行三维成像的超声探头10包括二维阵列换能器12，该二维阵列换能器在体积区域上发射电子导向和聚焦的波束并且响应于每个发射波束接收单个或多个接收波束。称为“补片(patch)”或“子阵列”的相邻换能器元件组由探头12中的微波束形成器(μ BF)整体操作，该微波束形成器对接收到的回波信号执行部分波束形成， 从而减少了探头和主系统之间电缆中的导体数量。美国专利US 6419633 (Ro·binson等人) 和美国专利US 6368281 (Solomon等人)描述了适当的二维阵列。美国专利US 5997479 (Savord等人)和US 6013032 (Savord)描述了微波束形成器。阵列的发射波束特性由波束发射器16控制，该波束发射器使阵列的切趾孔径元件在通过身体体积区域的期望方向上发射具有期望宽度的聚集波束。借助于发射/接收开关14将发射脉冲从波束发射器16 耦合到阵列的元件。由阵列元件和微波束形成器响应于发射波束接收的回波信号被耦合到系统波束形成器18，其中来自微波束形成器的经部分波束形成的回波信号被处理以响应于发射波束形成完全波束形成的单个或多个接收波束。前述的Savord的专利'032描述了用于此目的的适当波束形成器。由波束形成器18形成的接收波束被耦合到执行诸如滤波和正交解调的功能的信号处理器。经处理的接收波束的回波信号被耦合到多普勒处理器30和/或B模式处理器 24。多普勒处理器30将回波信息处理成多普勒功率或速度信息。对于B模式成像而言，接收波束回波被包络检测并信号通过B模式处理器24在对数上压缩到适当的动态范围。来自体积区域的回波信号经3D图像处理器处理以形成3D图像数据集，下文将对此进行更加充分的描述。3D图像数据可以经若干种方式处理以用于显示。一种方式是产生体积的多个2D平面。这种方式在美国专利US 6443896 (Detmer)中进行了描述。这种体积区域的平面图像是由多平面重构器34产生的。三维图像数据也可以由体积绘制器36绘制以形成透视或动态视差的3D显示。得到的图像，可以是如美国专利US 5720291 (Schwartz)中所述的B模式、多普勒或两者，被耦合到显示器处理器38，从显示器处理器中所得图像被显示在图像显示器40上。通过用户接口或控制面板20提供对波束形成器控制器22和超声系统其他功能的用户控制。正如在美国专利申请公开号2007/0123110 (Schwartz)中所解释的，为了提供高分辨率且没有采样伪影的3D图像，必须使用满足奈奎斯特标准的波束密度对被成像的体积区域进行空间采样。本专利技术的一些实施方式将以接近或低于这一空间采样标准的阈值对体积进行空间采样。来自由对体积区域进行如此低密度扫描的3D数据在本文称之为3D子采样体积数据。3D子采样体积数据可以是B模式数据、多普勒数据、或者两者的组合。将这种3D子采样体积数据集从B模式处理器24和/或多普勒处理器30耦合到如图2所示的存储器设备50。由于每一个子采样体积数据集(SSVd)本身是对待成像的全部体积的采样， 因此虽然是子采样，但是仍能对该子采样体积数据集进行处理以产生全部体积的3D视图。 根据本专利技术的第一方面，这是通过内插器来完成的，内插器在SSVd的采样(采集)数据点之间内插附加的显示值。不同类型的线性、非线性和加权的内插能够用于内插这些附加的显示值，下面给出一个示例。将附加的显示值于它们在采集数据点之间的适当空间位置处并入所采集本文档来自技高网...
【技术保护点】
【技术特征摘要】
【国外来华专利技术】...
【专利技术属性】
技术研发人员：D·普拉特，S·沃特金斯，W·马丁，
申请(专利权)人：皇家飞利浦电子股份有限公司，
类型：
国别省市：
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