Визуализация ультразвуковых изображений с расширенным полем обзора с помощью двумерного матричного зонда

Визуализация ультразвуковых изображений с расширенным полем обзора с помощью двумерного матричного зонда

Иллюстрации

Показать все

Реферат

Данное изобретение относится к медицинским диагностическим ультразвуковым системам и, в частности, к ультразвуковым системам, которые выполняют панорамную визуализацию или визуализацию с расширенным полем обзора (EFOV).

Двумерная визуализация ультразвуковых изображений с расширенным полем обзора (EFOV) или двумерная панорамная визуализация ультразвуковых изображений является полезным инструментальным средством для визуализации крупных или длинных структур (например, бедренной артерии, сонной артерии), которые не могут полностью просматриваться при традиционной визуализации ультразвуковых изображений. При двумерной панорамной визуализации большое число двумерных изображений получается посредством ручного перемещения зонда, имеющего матрицу одномерных ультразвуковых преобразователей, вдоль плоскости двумерного изображения (азимутального измерения), как описано в патенте (США) 6442289 (Olsson и др.). Полученные перекрывающиеся изображения комбинируются, чтобы формировать панорамное изображение посредством использования оценок движения зонда, которые типично измеряются посредством оценки регистрации между последовательными перекрывающимися изображениями. Сверхдлинные изображения могут преимущественно просматриваться на дисплее с широкоформатным соотношением сторон, как показано в патенте (США) 6516215 (Roundhill). Одно ограничение традиционной визуализации с расширенным полем обзора с использованием одномерного ультразвукового преобразователя заключается в том, что движение отслеживается только вдоль одной плоскости визуализации, которая предположительно совмещена с направлением движения. Если направление движения не совмещено с плоскостью визуализации преобразователя, возникает геометрическое искажение в панорамном изображении и пониженный потенциал для точных измерений.

Другой способ визуализировать длинные структуры заключается в ручном сканировании. При ручном сканировании ультразвуковой зонд вручную сканируется в направлении, перпендикулярном плоскости изображения (т.е. в вертикальной размерности), чтобы получать последовательность изображений из различных плоскостей, которые являются приблизительно параллельными друг другу. Эти изображения могут быть скомбинированы, чтобы создавать трехмерный объем, известный как ручная трехмерная визуализация. Ручное сканирование описано в патенте (США) Re. 36564 (Schwartz и др.). Ручная трехмерная визуализация позволяет отображать анатомические структуры из различных ориентаций и плоскостей вместо необходимости врачу в уме интерпретировать трехмерную ориентацию структуры из двумерных изображений. Ручное трехмерное сканирование может формировать объемы, размер которых ограничен только посредством размера доступных акустических окон и хранилища данных ультразвуковой системы, и, таким образом, имеет несколько клинических преимуществ по сравнению с традиционной трехмерной ультразвуковой визуализацией, в которой размер объема ограничен посредством максимального угла механического или электронного перемещения зонда.

Если точные измерения расстояний или объемов должны быть осуществлены из ручного трехмерного панорамного изображения, получение изображений должно быть калибровано так, что размеры и ориентации структур являются геометрически точными. При калиброванной трехмерной панорамной визуализации отслеживание и восстановление движения зонда является важным для получения калиброванного объема. Отслеживание ультразвукового зонда предоставляет оценки движения, которые непосредственно используются для того, чтобы компенсировать движение зонда во время перемещения зонда. Надежное восстановление трехмерных объемов также является важным для того, чтобы минимизировать потери качества изображений, ассоциированные с артефактами. Кроме того, также важно предоставлять обратную связь с пользователем в реальном времени для помощи в сканировании целевых структур.

Ручное обнаружение с помощью одномерного матричного зонда предложено для трехмерной панорамной визуализации, например, в патенте (США) 5899861 (Friemel и др.) и патенте (США) 6572549 (Jong и др.). При этом подходе движение зонда отслеживается посредством оценки скорости декорреляции спекл-структур в последовательно полученных изображениях из различных вертикальных плоскостей. Тем не менее, необходимо для спекл-структур оставаться частично коррелированными в последовательных изображениях, что не всегда может быть возможным, в частности, в ходе быстрого перемещения зонда. Кроме того, оценки движения на основе декорреляции спеклов являются не очень надежными, и на них сильное влияние оказывают артефакты, к примеру, из ярких зеркальных отражателей. Для более надежного отслеживания движения внешние датчики определения положения (например, магнитные или оптические) могут быть присоединены к одномерному матричному зонду, как описано в патенте (США) 6517491 (Thiele и др.). Тем не менее, эти устройства отслеживания подвержены помехам и низкой чувствительности и могут демонстрировать плохую точность. Подход также требует присоединения дополнительного оборудования к зонду и к системе, что является неудобным.

В последнее время, механические одномерные матричные зонды заменены введением электронно управляемых двумерных матричных зондов. Двумерный матричный преобразователь может электронно сканировать объемную область более трех размерностей посредством фазированного управления лучами. Необязательно механически перемещать зонд по телу, чтобы получать трехмерное изображение, и в зонде отсутствуют движущиеся части. Двумерный матричный зонд может формировать трехмерные объемные изображения в режиме реального времени и также может получать меньшие трехмерные объемы, которые объединяются, чтобы формировать изображение большего объема с координированным отображением петлевания кровотока, как описано в патенте (США) 5993390 (Savord и др.). Тем не менее, двумерные матричные зонды имеют ограничение, идентичное ограничению механических одномерных матричных зондов, которым является поле обзора, ограниченное областью ниже зонда.

Еще одним подходом к трехмерной визуализации являются недавно предложенные зонды на основе I-лучей или E-лучей, которые содержат первичную матрицу визуализации и две или три смежные перпендикулярные матрицы отслеживания, как описано в патенте (США) 6102865 (Hossack и др.). Тем не менее, этот подход ограничен в том, что он может оценивать движение зонда только в заранее согласованных направлениях, задаваемых посредством ориентации матриц отслеживания. Кроме того, такие системы являются дорогими, поскольку несколько матриц должны изготовляться в одном зонде и управляться одновременно. Точность определения положения зонда ограничена посредством размеров матриц отслеживания, которые обычно намного меньше размеров матрицы визуализации.

В соответствии с принципами настоящего изобретения, несколько плоских изображений получаются с использованием электронного управления лучами из двумерного матричного зонда. Эти плоские изображения используются для того, чтобы получать изображение или объем с расширенным полем обзора при одновременном отслеживании движения зонда в нескольких направлениях. В предпочтительном варианте осуществления, ручные трехмерные панорамные изображения создаются и отображаются с помощью двумерного матричного зонда, который может электронно управлять лучом в любой случайной плоскости изображений. Последовательности плоских изображений, состоящих из изображений B-режима и/или цветных доплеровских изображений (например, скорость, мощность и/или дисперсия), из первичной плоскости получаются в ходе перемещения двумерного матричного зонда вручную по целевым объектам. Ультразвуковые данные из этой плоскости и, при необходимости, также из других плоскостей получаются и используются для того, чтобы отслеживать движение зонда посредством вычисления регистрации между последовательными изображениями, полученными вдоль этих плоскостей. Оценки движения из каждой плоскости комбинируются, чтобы находить полный вектор движения зонда. Полная оценка движения используется для того, чтобы компенсировать движение зонда при восстановлении калиброванного объема из первичных плоских изображений. В соответствии с дополнительным аспектом настоящего изобретения, парциальные объемы отображаются в ходе перемещения двумерного матричного зонда для обратной связи с пользователем в реальном времени. В другом варианте осуществления, одно или более плоских изображений отображаются, чтобы показывать ход выполнения сканирования. Помимо этого, изображения из первичной плоскости могут отображаться наряду с двумерным панорамным изображением, сформированным из одной или более плоскостей оценки движения. В соответствии с другим аспектом настоящего изобретения, значок отображается в ходе перемещения зонда, чтобы сообщать врачу относительно скорости и/или направления движения зонда.

На чертежах:

Фиг. 1 иллюстрирует в форме блок-схемы ультразвуковую систему, созданную в соответствии с принципами настоящего изобретения.

Фиг. 2 иллюстрирует двумерный матричный преобразователь, перемещающийся по коже субъекта.

Фиг. 3 иллюстрирует получение ультразвуковой информации в двух плоскостях по мере того, как двумерный матричный преобразователь перемещается.

Фиг. 4 иллюстрирует получение ультразвуковой информации в трех плоскостях по мере того, как двумерный матричный преобразователь перемещается.

Фиг. 5 иллюстрирует технологию получения изображений по фиг. 4, чтобы визуализировать кровеносный сосуд увеличенной длины.

Фиг. 6a-6c иллюстрируют изменение в положении структур изображений в различных плоскостях по мере того, как двумерный матричный преобразователь, получающий изображения, перемещается.

Фиг. 7 является более подробной блок-схемой компонентов оценки движения ультразвуковой системы по фиг. 1.

Фиг. 8 является более подробной блок-схемой EFOV-подсистемы по фиг. 7.

Фиг. 9 является более подробной блок-схемой модуля восстановления трехмерных объемов по фиг. 8.

Фиг. 10a-10d иллюстрируют развертывание трехмерного EFOV-изображения с использованием двумерного матричного зонда в соответствии с настоящим изобретением.

Фиг. 11 иллюстрирует отображение, сформированное посредством ультразвуковой системы настоящего изобретения с индикаторами движения зонда, которые указывают скорость сканирования.

Фиг. 12 иллюстрирует другое отображение, сформированное посредством ультразвуковой системы настоящего изобретения с индикатором положения зонда, который указывает ход выполнения сканирования.

Ссылаясь сначала на фиг. 1, ультразвуковая система, созданная в соответствии с принципами настоящего изобретения, показана в форме блок-схемы. Зонд связан с системой, которая включает в себя двумерный матричный преобразователь 500 и формирователь 502 микролучей. Формирователь микролучей содержит схему, которые управляют сигналами, применяемыми к группам элементов ("участкам поверхности") матричного преобразователя 500 и осуществляет некоторую обработку эхо-сигналов, принимаемых посредством элементов каждой группы. Формирование микролучей в зонде преимущественно сокращает число проводов в кабеле 503 между зондом и ультразвуковой системой и описано в патенте (США) 5997479 (Savord и др.) и в патенте (США) 6436048 (Pesque).

Зонд связан со сканером 310 ультразвуковой системы. Сканер включает в себя контроллер 312 формирования лучей, который является чувствительным к пользовательскому управлению 36 и предоставляет управляющие сигналы в формирователь 502 микролучей, инструктирующие зонд относительно синхронизации, частоты, направления и фокусировки передаваемых лучей. Контроллер формирования лучей также управляет формированием лучей эхо-сигналов, принимаемых посредством сканера посредством управления аналого-цифровыми (A/D) преобразователями 316 и формирователем 116 лучей. Эхо-сигналы, принимаемые посредством зонда, усиливаются посредством схемы предусилителя 314 и TGC (управления временным усилением) в сканере, затем оцифровываются посредством аналого-цифровых преобразователей 316. Оцифрованные эхо-сигналы затем формируются в полностью управляемые и сфокусированные лучи посредством формирователя 116 лучей. Эхо-сигналы затем обрабатываются посредством процессора 318 изображений, который выполняет цифровую фильтрацию, обнаружение B-режима и доплеровскую обработку, а также может выполнять другую обработку сигналов, такую как выделение гармоник, уменьшение уровня спеклов через частотное составление и другую требуемую обработку изображений.

Эхо-сигналы, сформированные посредством сканера 310, связаны с подсистемой 320 отображения, которая обрабатывает эхо-сигналы для отображения в требуемом формате изображений. Эхо-сигналы обрабатываются посредством процессора 322 строк изображений, который допускает дискретизацию эхо-сигналов, соединение сегментов лучей в законченные строковые сигналы и усреднение строковых сигналов для улучшения "сигнал-шум" или постоянности потока. Стандарт сканирования строк изображений преобразуется в требуемый формат изображений посредством преобразователя 324 стандарта сканирования, который выполняет преобразование R-тета, как известно в данной области техники. Изображение затем сохраняется в запоминающем устройстве 328 изображений, из которого оно может отображаться на дисплее 150. На изображение в запоминающем устройстве также накладывается графика, которая должна отображаться с изображением, которое формируется посредством формирователя 330 графических изображений, который является чувствительным к пользовательскому управлению 36. Отдельные изображения или последовательности изображений могут быть сохранены в запоминающем устройстве 326 видеоизображений, во время фиксации контуров или последовательностей изображений.

Для объемной визуализации в реальном времени подсистема 320 отображения также включает в себя процессор представления трехмерных изображений в трехмерной EFOV-подсистеме 304 (описанной более полно на фиг. 8 и 9), который принимает строки изображений из процессора 322 строк изображений для представления трехмерного изображения в реальном времени, который связан с запоминающим устройством 328 изображений для отображения на дисплее 150.

В соответствии с принципами настоящего изобретения, трехмерная EFOV-подсистема формирует изображения для визуализации с расширенным полем обзора. EFOV-изображения могут быть двумерными плоскими изображениями, как описано в вышеуказанных патентах Olsson и др. и Roundhill, или могут быть трехмерными изображениями. EFOV-изображения собираются посредством оценки движения зонда в модуле 302 оценки движения с помощью данных изображений, предоставленных посредством запоминающего устройства 326 видеоизображений. Модуль оценки движения может отслеживать перемещение зонда вдоль тела пациента посредством регистрации данных последовательно полученных изображений, например, посредством использования технологии, называемой технологией поблочного сравнения MSAD, как описано в патенте (США) 6299579 (Peterson и др.). Другие технологии оценки движения, такие как регистрация нежесткого тела, могут использоваться при необходимости. Технология поблочного сравнения вычисляет смещение между последовательно полученными изображениями, которые, по меньшей мере, частично перекрываются. Если вычисляется смещение изображений в различных плоскостных ориентациях, вектор смещения как абсолютной величины, так и направления может вычисляться в трех размерностях посредством модуля 302 оценки движения. Вектор смещения предоставляет информацию положения в EFOV-подсистему 304 для определения относительного положения изображений, полученных из различных плоскостей по мере того, как зонд перемещается. Если последовательные изображения надлежащим образом располагаются относительно друг друга посредством EFOV-подсистемы, геометрически точное двух- или трехмерное EFOV-изображение формируется.

Технология EFOV-визуализации настоящего изобретения может более полно пониматься посредством обращения сначала к фиг. 2, который является видом в перспективе, иллюстрирующим движение двумерного матричного зонда, когда он получает EFOV-изображение. Показан двумерный матричный преобразователь 500 без окружающего зонд корпуса и комплекта преобразователей для простоты иллюстрации. На этом чертеже двумерный матричный преобразователь 500 проходит по поверхности кожи 2 пациента и получает данные изображений по мере того, как он перемещается. Двумерный матричный преобразователь перемещается в направлении большой стрелки, которое является направлением вперед, и от направления назад позади зонда. Любой стороной направления движения являются направления влево и вправо.

С учетом этих направленных ссылок, ссылка теперь приводится на фиг. 3, который показывает две плоскости "S" (сагиттальную) и "T" (поперечную), в которых изображения получаются по мере того, как зонд перемещается в направлении, указываемом посредством стрелки. Две плоскости проиллюстрированы в этом примере как имеющие прямоугольную форму, хотя в данном варианте осуществления они могут иметь другие форматы, к примеру, секторные или трапецеидальные формы. Две плоскости S и T показаны идущими в направлении вниз от двумерного матричного преобразователя 500. Хотя двумерный матричный преобразователь 500 допускает сканирование гораздо большего числа плоскостей изображений и фактически полного объема ниже матричного преобразователя, в этом варианте осуществления необходимо сканировать только две S- и T-плоскости. Потребность сканировать только две плоскости означает, что изображения могут быстро получаться в быстрой последовательности посредством чередования или перемежения сканирования двух плоскостей. Высокая частота кадров получения означает, что относительно незначительное движение возникает между изображениями, и имеется значительное перекрытие в содержимом данных изображений последовательных изображений, повышая способность находить подобие в данных изображений и вычислять вектор движения, а также улучшая пространственную дискретизацию для последующего восстановления калиброванного объема. Смещение между последовательными изображениями может быть точно оценено, и геометрически точное EFOV-изображение собрано посредством корректного местоположения изображений относительно друг друга.

В примере по фиг. 3, могут формироваться два типа EFOV-изображений. Одно формируется из последовательности изображений S-плоскости, полученных по мере того, как двумерный матричный преобразователь перемещается в направлении стрелки. Перемещение в направлении сзади вперед должно отражаться в содержимом изображений для последовательно полученных изображений S-плоскости. Перемещение вверх и вниз также должно отражаться в содержимом изображений S-плоскости. Смещение между последовательными изображениями T-плоскости должно раскрывать перемещение в направлениях влево или вправо, а также вверх и вниз. Таким образом, эти оценки смещения используются для того, чтобы формировать вектор относительного смещения от одного изображения S-плоскости к следующему. Последовательность изображений S-плоскости затем накладывается с совмещением и объединяется, чтобы формировать двумерное EFOV-изображение с самой длинной размерностью в направлении стрелки. Важно отметить то, что в отличие от традиционной EFOV-визуализации с использованием одномерного преобразователя, согласно принципам настоящего изобретения, необязательно точное совмещение движения зонда с S-плоскостью. Даже если движение отклоняется от этой плоскости, то это отклонение должно отслеживаться посредством T-плоскости так, что хорошо калиброванное панорамное изображение может формироваться.

Другим EFOV-изображением, которое может получаться в примере по фиг. 3, является трехмерное EFOV-изображение, компилированное из последовательно полученных изображений T-плоскости. Вектор смещения между последовательно полученными изображениями T-плоскости вычисляется из информации изображений S- и T-плоскости, как описано выше, затем используется для того, чтобы надлежащим образом находить последовательные изображения T-плоскости относительно друг друга. По мере того, как изображения T-плоскости продолжают получаться в направлении стрелки, толщина трехмерного изображения в направлении стрелки растет по мере того, как большее число T-плоскостей последовательного смещения находится перед ранее полученными и размещенными изображениями. Трехмерное EFOV-изображение, таким образом, имеет самую длинную размерность, нормальную к T-плоскости.

Можно формировать оба изображения одновременно, поскольку плоские изображения постоянно получаются как для двумерных EFOV-, так и для трехмерных EFOV-изображений. Например, может получаться расширенное объемное изображение ткани, перехваченное посредством последовательных изображений T-плоскости, и расширенная секущая плоскость вниз к центру этого объема может быть сформирована посредством EFOV последовательных S-плоскостей. S- и T-плоскости не должны быть ассоциированы с конкретными размерностями физической матрицы 500 преобразователей, а могут получаться с S-плоскостью, ориентированной вдоль любой размерности, с T-плоскостью, перпендикулярной к ней. S-плоскость не должна быть центрирована под двумерной матрицей, как показано на фиг. 3, а может получаться на любой стороне центра или при угловом наклоне, чтобы формировать EFOV-изображение по-разному ориентированной секущей плоскости трехмерного объема трехмерного EFOV-изображения. В зависимости от выбора апертур для S- и T-плоскостей, T-плоскость не обязательно может быть перпендикулярной S-плоскости.

Пример по фиг. 3 добавляет третью плоскость получения, плоскость "C" (поперечного сечения), поскольку плоскости, параллельные основной плоскости двумерной матрицы, известны. Смещение между последовательными изображениями C-плоскости вычисляется, как описано выше, и указывает движение преобразователя с двумерной матрицей в направлениях сзади вперед и влево и вправо. Когда последовательные изображения T-плоскости предоставляют информацию смещения в направлениях вверх и вниз, можно видеть, что трехмерный вектор смещения может вычисляться без необходимости какой-либо информации из S-плоскости. Это означает, что для двумерного EFOV-изображения, компилированного из изображений из S-плоскости, получение S-плоскости может быть оптимизировано для визуализации, и получение T- и C-плоскости может быть оптимизировано для измерения смещения. Альтернативно, если последовательные изображения T-плоскости должны собираться в трехмерном EFOV-изображении, получения C- и S-плоскости могут быть оптимизированы для измерения смещения, тогда как получения T-плоскости оптимизированы для визуализации. Размеры изображений измерения смещения могут быть сделаны меньшими или их межстрочное разнесение большим, например, при этом плоскость изображений сохраняется большой и с высокой плотностью строк для изображения высокой четкости.

Также можно в примере фиг. 4 собирать двумерное EFOV-изображение из последовательных изображений C-плоскости, при необходимости. Если C-плоскость получается, объемные данные между C-плоскостью и зондом получаются без дополнительной акустической передачи. Последовательные последовательности объемных данных могут совмещаться посредством трехмерной регистрации, чтобы находить шесть степеней свободы зонда (три перемещения в пространстве и три вращения) во всем процессе получения, что дает возможность точного восстановления трехмерного или двумерного EFOV-изображения.

Следует принимать во внимание, что движение, которое является нормальным к плоскости, заставляет содержимое изображений плоскости изображений быстро декоррелироваться от одной плоскости к другой, что делает проблематичной оценку смещения в этом направлении. Тем не менее, использование нескольких по-разному ориентированных плоскостей предоставляет возможность такому вертикальному смещению возникать в плоскости другого изображения, при этом корреляция от изображения к изображению должна оставаться высокой, и смещение по-прежнему может быть точно оценено.

Фиг. 5 иллюстрирует EFOV-сканирование кровеносного сосуда V в теле при помощи T-, S- и C-плоскостей. В этом примере, EFOV-изображение формируется для значительной длины кровеносного сосуда V, предоставляя возможность диагностики большинства или всех характеристик сосуда в одном изображении. По мере того как зонд двумерного матричного преобразователя перемещается, S-плоскость сохраняется совмещенной с центром кровеносного сосуда V так, что изображение секущей плоскости вниз к вертикальному центру сосуда может быть сформировано. Глубина C-плоскости задается так, что эта плоскость продолжает пересекать горизонтальный центр кровеносного сосуда, если сосуд остается на постоянной глубине в теле. T-плоскость продолжает перехватывать кровеносный сосуд и его окружающую ткань по мере того, как зонд перемещается. Эта компоновка может использоваться, например, чтобы одновременно формировать несколько EFOV-изображений, трехмерное EFOV-изображение кровеносного сосуда V из последовательных изображений T-плоскости и ортогонально ориентированных двумерных секущих плоскостей последовательных изображений T- и C-плоскости.

Фиг. 6a-6c иллюстрируют различные смещения в плоскости, которые могут быть легко определены из последовательностей по-разному ориентированных плоскостей. Как показывает фиг. 6a, структура S₁, которая выглядит находящейся впереди в одном S-изображении, должна выглядеть перемещенной назад в следующем последовательном изображении S-плоскости, если зонд перемещается в направлении стрелки, как указано посредством небольшой стрелки между последовательными положениями s₁ и s₂ структуры. Смещения структуры вверх и вниз также является легко заметным из относительных положений структуры в последовательных изображениях. Фиг. 6B показывает, что положение структуры s₁ в одном изображении T-плоскости изменяется на положение s₂ в последовательном изображении T-плоскости, если зонд перемещается влево. Смещение вверх и вниз также может легко различаться из последовательных изображений T-плоскости. Последовательные изображения C-плоскости легко раскрывают перемещение зонда спереди назад, а также перемещение влево и вправо, как показано на фиг. 6c.

Фиг. 7 является блок-схемой, показывающей соединения между модулем 302 оценки движения и трехмерной EFOV-подсистемой 304 по фиг. 1. В этом варианте осуществления, запоминающее устройство 326 видеоизображений сохраняет принимаемые плоские изображения до их использования для EFOV-изображений. Изображения B-режима используются для оценки движения в этом примере, поскольку изображения B-режима не демонстрируют артефакты пульсации или мерцания некоторых доплеровских сигналов. Модуль оценки движения анализирует последовательные изображения B-режима и оценивает векторы смещения от изображения к изображению. Эти оценки движения перенаправляются в трехмерную EFOV-подсистему, в которой они используются для того, чтобы относительно совмещать полученные изображения. Изображения, которые совмещаются, могут быть доплеровскими изображениями, изображениями B-режима или и тем, и другим, когда перенаправляются в трехмерную EFOV-подсистему из запоминающего устройства видеоизображений. Модуль оценки движения также формирует информацию движения для формирователя 330 графических изображений, который использует информацию для отображения одного или более значков индикатора движения при отображении изображений, как описано ниже.

Фиг. 8 является блок-схемой, иллюстрирующей дополнительные подробности трехмерной EFOV-подсистемы 304, созданной в соответствии с принципами настоящего изобретения. Оценки движения из модуля 302 оценки движения связаны с компоновщиком 310 двумерных мозаик, доплеровским модулем 308 восстановления трехмерных объемов и модулем 306 восстановления трехмерных объемов B-режима. Изображения B-режима, сохраненные в запоминающем устройстве 326 видеоизображений, предоставляются в компоновщик 310 двумерных мозаик, модуль 302 оценки движения и модуль 306 восстановления трехмерных объемов B-режима. Доплеровские изображения предоставляются в доплеровский модуль 308 восстановления трехмерных объемов. Модули восстановления трехмерных объемов функционируют идентично модулю представления трехмерных изображений, описанному в патенте (США) 5572291 (Schwartz), в котором трехмерное изображение подготавливается посредством представления из множества двумерных изображений, ориентированных относительно друг друга в соответствии с оценками движения модуля оценки движения. Один или оба трехмерных представлений, в зависимости от предоставленной информации изображений, связаны с подсистемой 330 трехмерного отображения, в которой изображения тканей и потока B-режима и доплеровские представления могут быть объединены для трехмерного изображения ткани и потока, как описано в патенте 291. Различные улучшения трехмерной визуализации также могут применяться в подсистеме трехмерного отображения, к примеру, многоплоскостное восстановление и представление поверхностей. Трехмерное изображение предоставляется в запоминающее устройство 328 изображений для отображения. Компоновщик 210 двумерных мозаик комбинирует кадры частично перекрывающихся двумерных изображений, чтобы формировать, двумерное EFOV-изображение, как описано в вышеуказанном патенте Olsson и др. Двумерное EFOV-изображение также предоставляется в запоминающее устройство 328 изображений, из которого оно может отображаться независимо или вместе с трехмерным EFOV-изображением подсистемы 330 трехмерного отображения. Например, подсистема 330 трехмерного отображения может предоставлять трехмерное EFOV-изображение объема в теле, при этом компоновщик двумерных мозаик предоставляет двумерное EFOV-изображение плоского среза через трехмерный объем.

Фиг. 9 является блок-схемой, иллюстрирующей дополнительные подробности модуля восстановления трехмерных объемов по варианту осуществления настоящего изобретения. Проиллюстрированный модуль 306, 308 восстановления трехмерных объемов может одновременно формировать трехмерные изображения с прямым и обратным преобразованием данных посредством модуля 332 прямого восстановления и модуля 334 обратного восстановления. Трехмерный объем восстанавливается с помощью прямого преобразования, при котором входные данные непосредственно преобразуются в выходные вокселы в зависимости от матриц преобразования, которые предоставляются посредством оценки движения. Хотя этот подход может предоставлять быструю реакцию при разрешении, потенциально идентичном разрешению входного двумерного изображения, поскольку новые данные изображений добавляются к подготовленному посредством представления объему, как только они принимаются, результирующее трехмерное изображение может иметь бреши в восстановленном объеме. С другой стороны, способ обратного преобразования модуля обратного восстановления использует матрицы обратного преобразования так, что более подробные выходные вокселы формируются из входных данных посредством интерполяции. При трехмерном восстановлении с обратным преобразованием меньшее число брешей появляется в восстановленном объеме, но скорость реакции ниже, поскольку восстановление должно ожидать всех входных данных из сканирования до того, как межплоскостные данные изображений могут быть интерполированы. Подходящий способ интерполяции, который может использоваться, выражается следующим образом:

- где Q₀ - это интерполированное пикселное значение между двумя полученными пикселами Q₁ и Q₂, которые отстоят от полученных пикселов на расстояния d₁ и d₂, соответственно. Другие технологии интерполяции высшего порядка, к примеру, полиномиальная и сплайн-интерполяция, альтернативно могут использоваться. Проиллюстрированный вариант осуществления предлагает прямое и обратное восстановление так, что пользователь имеет возможность более быстрого или более подробного восстановления для отображения.

Фиг. 10a-10d иллюстрируют то, как трехмерное EFOV-изображение появляется на дисплее ультразвуковой системы по мере того, как пациент сканируется. По мере того, как зонд перемещается в направлении, указываемом посредством стрелки на фиг. 10a, плоскости изображений, которые делят пополам кровеносный сосуд V, последовательно добавляются к передней поверхности сканируемого и отображаемого объема 100. По мере того, как зонд продолжает свое перемещение вдоль кожи пациента, все большее число плоскостей сканируется и добавляется в начало объема, и объем растет в этой размерности, как показано в более длинном EFOV-объеме 100 по фиг. 10b. По мере того, как зонд перемещается дальше, большее число плоскостей спереди добавляется к объему, который растет еще больше, как проиллюстрировано на фиг. 10c. Как пояснено ранее, каждая новая плоскость обнаруживается относительно предыдущих плоскостей объема посредством оценки движения и, следовательно, смещения от последней полученной плоскости до текущей. Эта информация смещения может вычисляться из данных изображений одной или более ортогональных плоскостей сканирования, таких как плоскости изображений C или S, как проиллюстрировано на фиг. 3, 4 и 5. Каждая новая полученная плоскость тем самым добавляется с учетом ее корректной геометрической взаимосвязи с ранее полученными плоскостями и объемом. Таким образом, результирующий объем является геометрически точным и допускающим поддержку количественных измерений структуры, показанной в объеме. Фиг. 10d является иллюстрацией фактического трехмерного EFOV-изображения, полученного и сформированного в соответствии с настоящим изобретением. (Диапазон черно-белых полутонов пикселов изображения изменен на противоположное от обычного черно-белого на фиг. 10d для простоты иллюстрации).

Фиг. 11 иллюстрирует EFOV-отображение 50 ультразвуковой системы, созданной в соответствии с принципами настоящего изобретения, которое дает представление врачу, который перемещает ультразвуковой зонд, для того чтобы получать EFOV-изображение. В этом примере двумерное EFOV-изображение 66 компилируется из последовательности частичных изображений, полученных в сагиттальной плоскости S по фиг. 3. По мере того, как зонд перемещается, частичные изображения непрерывно получаются и в сагиттальной S- и в поперечной T-плоскостях. Изображения в обеих плоскостях используются посредством модуля 302 оценки движения для того, чтобы отслеживать перемещение зонда. Некоторые или все поперечные и сагиттальные частичные изображения показаны в верхней части дисплея, где 52 - это недавно полученное поперечное изображение плоскости, а 54 - это недавно полученное сагиттальное изображение плоскости. Графические значки 56 и 58, сформированные посредством формирователя 330 графических изображений, отображаются выше частичных изображений 52 и 54 и содержат поле, которое выделяется цветом, чтобы указывать соответствующую ориентацию плоскости. В этом примере ориентация указывается, как будто плоскость просматривается с границы выше преобразователя 500.

В соответствии с принципами настоящего изобретения, два индикатора 6 движения зонда показаны в центре дисплея 50. Каждый индикатор движения зонда имеет цветную полосу 60, 62, которая разграничивает диапазон, и небольшой треугольник (указываемый посредством стрелок), который указывает точку в диапазоне. В этом примере каждый индикатор движения зонда предоставляет индикатор врачу относительно скорости, с которой зонд перемещается, причем два проиллюстрированных индикатора предназначены для поперечного и сагиттального движения, соответственно. Положение графического треугольника выше каждого поля вычисляется из смещения от кадра к кадру, оцененного посредством модуля 302 оценки движения, и известных моментов времени, в которые получены кадры. Сведения этих