專利名稱：具有圖像反向和顛倒的三維診斷超聲成像系統的制作方法
技術領域：
本發明涉及超聲診斷成像，特別涉及其中3D圖像可以容易地顛倒和反向以便從不同的診斷視角觀看的三維超聲成像系統。
活動的實時3D成像成為商業上可應用的已有若干年。活動的3D成像，要比標準2D成像更加存在著圖像質量與幀速率之間的取舍。為了良好的質量，希望在整個圖像場上發送和接收大量良好地聚焦的掃描線。對于高的實時幀速率(這在對諸如心臟那樣的活動對象成像時是特別有用的)，則希望在短的時間段內發送和接收圖像的所有的掃描線。然而，掃描線的發送和接收受到聲音速度是1540m/s的物理定律的限制。因此，取決于圖像的深度(這確定了在等待圖像全部深度內回波返回所需要的時間)，發送和接收圖像的所有的掃描線需要一個確定的時間量，這會導致顯示的幀速率變為低得無法接受。這個問題的解決方案是減小掃描線的數目和提高多線接收的程度。這將增加幀速率，但可能要以圖像質量的惡化為代價。在3D成像中，問題甚至更尖銳，因為為了全部掃描體積區域，可能需要成百或數千條掃描線。另一個解決方案是使掃描的空間的體積變窄，以減小掃描線的數目，這也將增加幀速率。但這會不希望地只提供超聲檢查對象很小一部分組織的視圖。
如前所述，這個進退兩難的境地在為諸如跳動的心臟那樣的活動對象成像時表現得最明顯。對于心臟的3D成像的進退兩難的問題的一種創造性的解決方案在美國專利5993390中描述。在這個專利中采用的方法是把心跳周期劃分成12個位相。在十二分之一心跳周期期間被掃描的心臟的區域產生基本上靜止(非模糊)的圖像。該專利的發明人確定，九個這樣的區域包括了典型的心臟的全部體積。因此，通過掃描心臟以得到在心跳周期的12個位相的每個位相期間的這九個子體積中的一個子體積。在這九個心跳的周期內，根據心跳周期的12個位相的每個位相的子體積分片合起來成為心臟的一個完整的3D圖像。當完整的圖像按位相接連地被實時顯示時，給觀眾呈現的是心臟的實時圖像。然而，這是一個重放的圖像，而不是心臟的當前活動的圖像。因此，希望能夠對一個足以包括心臟的體積區域來進行當前活動的3D成像。
按照本發明的原理，將實時地獲取心臟的當前活動的子體積。這些子體積可以在最大的體積區域內被操控，而同時超聲探頭在選定的聲音窗口內保持為靜止的。這使得用戶能夠找到用于觀看最大體積區域的最好的聲學區域，然后通過在該區域內操控活動的3D子體積而審查該區域。在一個實施例中，子體積是在預定的增量的位置上可操控的。在另一個實施例中，子體積對最大體積區域是連續地可操控的。第一顯示實施例是結合使得用戶能夠直觀地感知子體積的位置上同時發生的3D和2D圖像而描述的。另一個顯示實施例是使得用戶能夠選擇多個想要的觀看取向而描述的。
在圖上
圖1顯示按照本發明的原理構建的超聲診斷成像系統。
圖2以框圖形式顯示按照本發明的原理構建的超聲診斷成像系統的結構。
圖3以框圖形式顯示在本發明的一個實施例中的3D探頭和波束成形器的主要的單元。
圖4顯示可以由二維矩陣換能器進行掃描的體積區域。
圖5以頂端視圖顯示包括心臟的體積區域。
圖6顯示把圖4和5的體積區域劃分成三個子體積。
圖7顯示圖6的子體積的立面圖。
圖8a-8c是圖6的三個子體積的超聲圖像。
圖9a-9c顯示被用來掃描圖8a-8c的三個子體積的波束平面傾斜度。
圖10顯示在獲取圖8a-8c的三個子體積使用的多線接收。
圖11-22是按照本發明的、以不同的取向的二維和三維圖像的屏幕照相；和圖11a-22a顯示可以通過圖11-22的圖像取向得到的心臟圖。
圖23是顯示用于連續地操控遍及最大體積區域中的子體積的控制序列的框圖。
圖24顯示通過連續操控而重新定位的子體積。
首先參照圖1，圖上顯示按照本發明的原理構建的超聲系統。超聲系統包括主機架或機架60，包含系統的大多數電子電路。機架60安裝有輪子，以便于移動。圖像顯示器62被安裝在機架60上。不同的成像探頭可以插入到機架60的三個連接頭64中。機架60包括具有鍵盤和控制裝置的控制面板，總體上用標號66表示，聲譜儀操作員通過它們操縱超聲系統，并輸入有關病人或正在進行的檢查的類型的信息。在控制面板66的背面是觸摸屏顯示器68，在其上顯示可編程軟鍵，用于進行如下面描述的特定的控制功能。聲譜儀操作員只要觸摸顯示器上的軟鍵的圖像就可選擇在觸摸屏顯示器68上的軟鍵。在觸摸屏顯示器的底部是一行按鈕，它們的功能按照在觸摸屏上緊接在每個按鈕上方的軟鍵標簽而變化。
在圖2上顯示本發明的超聲系統的主要的單元的框圖。超聲發射機10通過收/發(T/R)開關12被耦合到換能器陣列14。換能器陣列14是換能器單元的二維陣列(矩陣陣列)，用于執行三維掃描。換能器陣列14把超聲能量發送到要被成像的體積區域，并接收來自區域內各種結構和器官所反射的超聲能量。發射機10包括發送波束成形器，它控制延時時序，施加到換能器陣列的各單元的信號通過該時序而被定時，從而發送具有所需操控方向和焦點的波束。通過適當地把由發射機10施加到每個換能器單元的脈沖延時，發射機10沿所需發送掃描線發送聚焦的超聲波束。換能器陣列14通過收/發(T/R)開關12被耦合到超聲接收機16。來自體積區域內各點的反射超聲能量由換能器單元在不同的時間被接收。換能器單元把接收的超聲能量變換成接收的電信號，這些信號被接收機16放大和提供給接收波束成形器20。來自每個換能器單元的信號被分別延時，然后由波束成形器20相加，以提供波束成形信號，它是沿給定的接收掃描線的點的反射的超聲能量電平的代表。正如在技術上已知的，被施加到收到的信號的延時在超聲能量接收期間可以變化以實施動態聚焦。處理過程對引導到全部體積區域上的多個掃描線重復進行，以提供生成體積區域的圖像用的信號。因為換能器是二維的，接收掃描線在方位和仰角上被操控而形成三維掃描圖案。波束成形信號可能經受諸如濾波和多卜勒處理那樣的信號處理，并被存儲在圖像數據緩存器28，該緩存器存儲對于最大體積區域的不同的體積分段或子體積的圖像數據。圖像數據從圖像數據緩存器28被輸出到顯示系統30，它根據圖像數據生成感興趣區域的三維圖像，以便在圖像顯示器62上顯示。顯示系統30包括掃描變換器，它把來自波束成形器20的扇區掃描信號變換成傳統的光柵掃描顯示信號。顯示系統30還包括體積呈現器。系統控制器32響應用戶輸入和內部存儲的數據提供系統的總體控制。系統控制器32執行定時和控制功能，典型地包括微處理器和相關的存儲器。系統控制器32還響應由系統用戶經由人工或話音控制而從控制板與觸摸屏顯示器36接收到的信號。ECG設備34包括被附著到病人的ECG電極。ECG設備34提供ECG波形給系統控制器32，用于在心臟檢查期間顯示。ECT信號也可以在某些檢查期間用來使成像與病人的心跳周期同步。
圖3是當為3D成像而操作矩陣陣列時超聲系統的更詳細的框圖。圖1的二維換能器陣列14的單元被劃分成被連接到M個組內發送處理器的M個發送子陣列30A，和被連接到N個組內接收處理器的N個接收子陣列30B。具體地，發送子陣列311，312，…，31M分別被連接到組內發送處理器381，382，…，38M，它們又被連接到發送波束成形器40的信道411，412，…，41M。接收子陣列421，422，…，42N分別被連接到組內接收處理器441，442，…，44N，它們又被連接到接收波束成形器20的處理信道481，482，…，48N。每個組內發送處理器38i包括一個或多個數字波形生成器，提供發送波形；和一個或多個電壓驅動器，用于放大發送的脈沖，以便激勵所連接的換能器單元。替換地，每個組內發送處理器38i包括可編程延時線，接收來自常規的發送波束成形器的信號。例如，來自發射機10的發送輸出可被連接到組內發送處理器，而不是換能器單元。每個組內接收處理器44i可包括相加延時線或幾個被連接到相加單元(相加接合點)的可編程延時單元。每個組內接收處理器44i把各個換能器信號延時，使延時的信號相加，并把相加的信號提供到接收波束成形器20的一個信道48i。替換地，一個組內接收處理器把相加的信號提供到并行接收波束成形器的幾個處理信道48i。并行接收波束成形器被構建成同時合成幾個接收波束(多線)。每個組內接收處理器44i還可包括幾個相加延時線(或幾組可編程的延時單元，每組被連接到相加接合點)，用于同時接收來自幾個點的信號。系統控制器32包括微處理器和相關的存儲器，系統控制器被設計成控制超聲系統的操作。系統控制器32經由總線53把延時命令提供到發送波束成形器信道，并且還經由總線54把延時命令提供到組內發送處理器。延時數據操控在楔形的發送圖案、平行四邊形的發送圖案、或包括三維發送圖案的其它圖案的發送掃描線上生成的發送波束并使它們聚焦。系統控制器32還經由總線55把延時命令提供到接收波束成形器的信道，并且經由總線56把延時命令提供到組內接收處理器。施加的相對延時控制合成的接收波束的操控和聚焦。每個接收波束成形器信道48i包括活動的增益放大器，它控制增益作為接收信號深度的函數；和延時單元，它把聲音數據延時，以達到合成的波束的波束操控和動態聚焦。相加單元50接收來自波束成形器信道481，482，…，48N的輸出，并把輸出相加，以便把最終得到的波束成形器信號提供到圖像生成器30。波束成形器信號代表沿接收掃描線合成的接收超聲波束。圖像生成器30構建由通過扇形圖案、平行四邊形圖案、或包括三維圖案的其它圖案合成的多個來回波束探測的區域的圖像。發送和接收波束成形器兩者都可以是模擬或數字波束成形器，正如例如在美國專利No.4,140,022；5,469,851；5,469,851中描述的，所有這些專利在此引用以供參考。
系統控制器通過利用在發送波束成形器信道41i中的“粗”延時值和在組內發送處理器38i中的“細”延時值來控制換能器單元的時序。有幾種方式生成用于換能器單元的發送脈沖。在發射機10中的脈沖生成器可以把脈沖延時信號提供到移位寄存器，后者提供幾個延時值給發送子陣列30A。發送子陣列提供用于驅動發送換能器單元的高壓脈沖。替換地，脈沖生成器可以提供脈沖延時信號到被連接到發送子陣列的延時線。延時線提供延時值到發送子陣列，發送子陣列提供用于驅動發送換能器單元的高壓脈沖。在另一個實施例中，發射機可以提供成形的波形信號到發送子陣列30A。有關圖3的發送和接收電路的進一步的細節可以在美國專利No.6,126,602中找到。
圖4顯示掃描體積區域80的二維矩陣陣列換能器70。通過上述的換能器和成像系統的相控陣操作，矩陣陣列可以使得波束掃描棱錐體積區域80。從棱錐的頂端到它的基底的高度確定了要成像的區域的深度，它根據諸如頻率與波束的滲透深度那些因素進行選擇。棱錐的邊的傾斜由施加到波束的操控程度確定，后者進而又通過考慮到操控波束時可得到的延時和換能器在離軸(急劇傾斜)波束操控時的靈敏度而被選擇。
諸如體積區域80那樣的最大體積區域可以具有足夠的尺寸以包容3D成像用的整個心臟，如圖5所示，其中心臟100以頂端掃描方式顯示。心臟100的三個腔室被顯示在圖5的心臟圖形上，包括右心室(RV)、左心房(LA)、和左心室(LV)。在圖上還顯示主動脈(AO)和它的主動脈瓣膜102、以及在LA與LV之間的瓣膜104。然而，對于掃描整個最大體積區域80以觀看整個心臟所需要的時間可能太慢，無法滿足實時成像，或可能花費太長時間以致于出現運動人工產物，或這兩種情況都兼有。按照本發明的原理，最大體積區域被劃分成子體積B(背后)、C(中心)、和F(前面)，如圖6所示。雖然體積區域80在方位(AZ)方向例如可以跨越60°的角度，但子體積將跨越較小的角度。在圖6的實施例中，子體積每個跨越30°的角度。這意味著，對于相同的波束密度和深度，每個子體積可以用整個體積區域80的一半的時間來掃描。這將導致顯示器的實時幀速率加倍。子體積可以被做成為相鄰的或重疊的。例如，如果最大體積區域的角度是90°，可以利用每個30°的三個相鄰的子體積。替換地，對于60°的最大體積區域，三個20°子體積可被用于甚至更高的幀速率。在圖6的實施例中，B和F子體積是在最大體積區域80的中心處相鄰的，以及C子體積是在區域80的中心處作為中心的。正如下面說明的，區域80的這種劃分對3D體積提供恒定且容易理解的參考，使聲譜儀操作員獲益。
按照本發明的另一個方面，對每個子體積的選擇只要在超聲系統的觸摸屏68上扳動單個控制裝置使得聲譜儀操作員能夠移動子體積的序列而不用移動探頭。在心臟成像時，對身體的可接受的聲學窗口進行定位常常是挑戰性的。由于心臟被肋骨所包圍，肋骨不是超聲的良好的輸送體，因此通常必須找到通過肋骨或在肋骨下面供探頭用的孔。這在3D成像時是特別困難的，因為波束在仰角(EL)和方位兩個方面都要被操控。一旦聲譜儀操作員發現到可接受的心臟的聲學窗口，在掃描期間保持探頭接觸5窗口是很有好處的。在本發明的實施例中，聲譜儀操作員可以對聲學窗口定位而同時以傳統的方式掃描心臟。一旦在2D成像期間找到可接受的聲學窗口，系統就通過觸動按鈕而切換到3D成像；不需要移動探頭。然后，用戶可以通過單個按鈕從背后移動到中心再到前面的子體積，觀察活動的3D成像中的每個子體積，而在任何時間都不需要移動探頭。
圖7顯示如上所述地形成的B，C，F子體積的每個子體積的每個方位中心面的剖面。當三個子體積被形成為如圖6所示時，這些中心面唯一地對應于每個子體積背后子體積B的中心面是向左傾斜的直角三角形，前面子體積F的中心面是向右傾斜的直角三角形，以及中心子體積C的中心面是對稱的。正如下面說明的，這些面的形狀使得聲譜儀操作員能夠立即理解被觀看的子體積。圖8a，8b和8c顯示當顯示三個子體積時在顯示屏幕62上的屏幕照相。在這些和隨后的圖上，為了說明清晰起見，圖像從它們的常規的超聲顯示格式進行了黑/白顛倒。正如剛才說明的，在圖8a上的F子體積看起來是向右傾斜的，在圖8c上的B子體積看起來是向左傾斜的，而在圖8b上的C子體積看起來是對稱地平衡的。
當選擇觀看不同的子體積時，發送和接收波束的波束面的傾斜被改變以獲取想要的子體積。圖9a是垂直于矩陣換能器的平面的視圖，它顯示在用于3D掃描的θ-平面上的波束掃描空間。在這個波束掃描空間中，在通過孔90的中心的水平線上的一行波束，在仰角面上垂直于換能器的面延伸，但在方位上從左到右，從-45°到0°(在中心)到+45°被逐步地操控，因為換能器是作為相控陣換能器操作的。同樣，在垂直線上在孔90的中心的下面的一列波束在方位上垂直于換能器的面延伸，但在仰角面上從陣列的底部到頂部，從-45°到0°(在中心)到+45°被逐步操控。在圖9a上，從0°到+30°傾斜的一組波束面用來掃描前面子體積F。在這個實施例中，每個仰角波束面在方位角上傾斜，從-30°到+30°延伸。當探頭逐步掃描中心子體積C時，發送波束面從-15°傾斜到+15°傾斜延伸，如圖9b所示。當探頭逐步掃描背后子體積B時，所使用的發送波束面是從-30°到0°，如圖9c所示。在這些圖的每個圖上，在波束面上的波束在方位上從-30°到+30°對稱地傾斜。然而，在所建立的實施例中，可以使用其它傾斜和/或子體積可以在方位上按希望向左或向右非對稱地傾斜。由于發送和接收波束傾斜的選擇由系統控制器和發射機以電子方式完成，當進行這種改變時，同樣不需要從它的聲學窗口移動探頭。
在線性陣列實施例中，其中所有的波束都垂直于換能器的平面，發送和接收孔沿陣列逐步發送和接收在空間上不同的子體積。
在所構建的實施例中，使用4X多線來增加波束密度，這意味著，響應于每個發送的波束形成四個接收波束。圖10顯示典型的4X多線圖案，其中每個發送波束，在本圖上是T1和T2，導致四個接收波束，用位于每個發送波束周圍的四個x表示。
按照本發明的另一方面，每個3D子體積顯示還伴隨有兩個2D圖像，這幫助聲譜儀操作員對所觀看的圖像定向。如前所述，聲譜儀操作員從2D掃描心臟開始，移動探頭，直至找到適當的聲學窗口為止。在這種探查工作模式下，矩陣陣列探頭發送和接收以垂直于陣列中心為取向的單個2D圖像面。一旦找到聲學窗口，2D圖像就是在圖6的最大體積區域80的中心圖像面。用戶然后觸動在觸摸屏幕68上的“3D”按鈕，切換到3D成像，在屏幕上出現單個3D圖像。用戶然后可以觸動在觸摸屏幕上的“圖像”按鈕，查看多個顯示選項。在所構建的實施例中，這些按鈕之一具有在其上的三個三角形(“3Δ”)，以及當按鈕被觸動時，顯示屏幕顯示示于圖11的三個圖像，它們是B/W顛倒的實際屏幕照相。在屏幕的頂部中心是前面子體積F 3D圖像。在屏幕的左下方是子體積F的表面110’的2D圖像110。當三個子體積被選擇為如圖6所示時，圖像110也是最大體積區域80的中心圖像，并且也是在初始2D探查模式中使用的引導2D方位圖像面。在顯示的右下方是子體積F的中心截面的2D圖像112，這在所顯示的實施例中是正視參考圖像。可以看到，圖像112顯示結合圖7討論的前面子體積的不同的剖面。因此，這些正交的2D圖像110和112向用戶提供熟悉的2D輔助以理解3D子體積圖像F的取向。子體積F是在圖11上由從矩陣陣列換能器70延伸到心臟圖形100的虛線所跨越的子體積。
在這時也是在觸摸屏幕68上表示為“前面”的按鈕用于F圖像視圖。當用戶觸摸這個按鈕時，它改變到“中心”按鈕，以及圖12的顯示出現在顯示屏幕62上。這時該顯示切換到在屏幕頂部的3D中心子體積C。2D圖像110是這個子體積從子體積C的近端到遠端的中心截面的圖像，被表示為110’。對稱的2D圖像114是從左到右通過子體積中心的不同的對稱截面。子體積C是在圖12a上由從矩陣換能器70延伸到心臟圖形100的虛線所跨越的子體積。
當中心按鈕再次被觸摸時，它改變為讀“背后”，以及圖13的圖像顯示呈現在顯示器頂部所顯示的3D子體積B。2D圖像110仍舊是在這個實施例中的最大體積的中心面(圖6)，而且也是在子體積B右面的外表面110’。從左到右通過子體積B的不同的中心截面被顯示為116。在這個顯示上所顯示的體積子區域是在圖13a上由從矩陣換能器70延伸到心臟圖形100的虛線所跨越的區域。
連續觸動前面/中心/背后按鈕，將把顯示不斷切換到這三個圖像顯示。圖像的序列可以由系統設計者選擇。例如，在所構建的實施例中，初始圖像顯示是背后子體積的顯示，選擇開關把顯示順序切換到背后/中心/前面視圖。因此，聲譜儀操作員可以通過三個高的幀速率逐步接連地切換子體積，從而以活動的3D的形式觀看到整個心臟。
在圖11-13的每個圖像顯示中，活動的3D子體積的觀看角度可以由用戶調節。圖像初始地出現在附圖上看見的透視圖上，但然后可以由用戶通過旋轉控制板66上的跟蹤球而改變。當跟蹤球被操縱時，3D子體積呈現為在顯示器上旋轉，使得用戶能夠從前面、背后、側面、或其它旋轉觀看的透視圖觀看每個子體積中的組織圖像。這是通過響應跟蹤球的運動改變動態視差呈現觀看方向而完成的。
按照本發明的再一個方面，3D圖像取向可以按照用戶的喜好而變化。例如，成人心臟科專家通常喜歡觀看以心臟的頂點和圖像的頂點都位于屏幕頂上的頂端視圖，如以前的圖11-13所示。在這個取向上，心臟基本上以顛倒的取向被觀看。另一方面，小兒科心臟專家通常喜歡觀看心臟的頂端和圖像的頂端兩者都在屏幕的底部，這時心臟以它的正面朝上的組織方向觀看。為了使得每個用戶能夠按他或她習慣地觀看心臟，本發明的實施例將具有上/下顛倒按鈕。在下面描述的實施例中，超聲系統還具有左/右反向按鈕，它也在下面被描述。
當用戶觸摸觸摸屏幕68上的上/下顛倒按鈕時，在掃描變換和3D呈現中用于顯示的掃描線的處理次序被顛倒，顯示被切換成如圖14所示。在這個視圖上，3D子體積F被顛倒，心臟的頂端位于圖像底部，如圖14a的矩陣陣列70和心臟圖形100所示。最大體積區域80的中心面210也相應的地顛倒，并仍舊顯示顛倒了的子體積F的表面210’的視圖。同樣地，子體積F的不同的中心截面212也被顛倒。圖形的顛倒也使得在顯示屏幕上圖形左右方向反向，使得組織仍以原先的意義保持在圖像上。在所顯示的實施例中，顛倒(和反向，如下面討論的)將使得“背后”子體積變為“前面”子體積，以及反之亦然。
觸動觸摸屏上表示“前面”的按鈕，這時將使得按鈕改變到“中心”，并使得顯示切換到顛倒的3D中心子體積C，如圖15所示。子體積C的2D前面-到-背后中心面210被顛倒，就像不同的左面到右面截面212那樣。子體積C是在圖15a上從矩陣陣列換能器70延伸到心臟圖形100的虛線之間得到的子體積。
再次觸動觸摸屏按鈕使得按鈕改變到“背后”，并使得顯示改變到圖16所示圖形。顛倒的3D子體積B是如在圖16a上從矩陣陣列換能器70延伸到心臟圖形100的虛線所示地得到的子體積。2D中心面210在本實施例中是顛倒的子體積的側面210’，以及子體積B的不同的截面212也被顛倒。
按照本發明的再一方面，3D圖像的左-右方向也可以反向。當觸摸屏幕68上的左/右反向按鈕被觸動時，在掃描變換和呈現顯示處理中使用的掃描線的次序被反向，使得圖像改變從左到右的意義。這有效地使得前面變為背后，以及對于3D子體積反之亦然。例如，圖17顯示在左/右反向后的3D子體積F。子體積被觀看為好像組織的方向被反向，如圖17a的心臟的反向圖像100’所示。在圖17上中心面210和不同的截面312在顯示線序列中相應地反向。
順序通過前面/中心/背后按鈕序列將接著會出現顛倒的3D子體積C圖像，如圖18所示，也會出現顛倒的中心面圖像310和左到右截面312。圖像反向由圖18a的顛倒的心臟圖形100’表示。當觸摸屏幕按鈕第三次被觸動時，顛倒的3D背后子體積圖像B出現，如圖19所示，一起出現的還有顛倒的中心面圖像310和背后截面圖像312。這些圖像的取向是好像心臟被顛倒，如圖19a所示。
最后，上/下顛倒的圖像也可以被左右反向，如圖20、21和22對前面、中心和背后子體積所顯示的。在這個序列中，心臟呈現為好像被顛倒和反向，如圖20a、21a和22a的心臟圖形100’所顯示的。通過上/下顛倒和左/右反向，要掃描的對象可以從任何的取向被觀看，就好像用戶從身體的不同的視角掃描組織那樣。
上述的實施例使得聲譜儀操作員有效地逐步遞增地放置最大體積區域的子體積。不是逐步進行一系列離散定位的取向，而是可以希望能連續地改變子體積的取向。這是當用戶處在3D模式時通過觸動在觸摸屏幕68上的“體積操控”按鈕而完成的。在體積操控模式下，用戶可以操縱在控制面板66上的連續控制，諸如旋鈕或跟蹤球，以便來回掃描所顯示的體積。在構建的實施例中，在觸摸屏幕68下面的一個旋鈕被用作為體積操控，而在觸摸屏幕旋鈕上方的的標簽則把旋鈕標識為體積操控。當系統進入體積操控模式時，在屏幕上顯示的3D子體積可以通過控制旋鈕被重新取向。當體積操控旋鈕向右轉動時，所顯示的子體積呈現為從它的頂點向右擺動，當體積操控旋鈕向左轉動時，所顯示的子體積向左擺動。子體積可以在顛倒的、未顛倒的、反向的或未反向的觀看透視圖上這樣被操控。運動表現為連續的，相應于旋鈕的連續運動。
用于這種體積操控的連續模式的控制序列顯示于圖23的流程圖。在系統處在這種模式時，系統控制器連續地監視體積操控旋鈕的任何改變。如果沒有感知到運動，則這種監視繼續，如步驟501所示。如果感知到把手位置的改變(“是”)，則控制器在步驟502檢驗，查看子體積是否處在允許進行體積操控的最大體積區域的極限(例如，與最大體積80的邊接觸)。如果子體積被操控到它的極限，則系統回退到監視旋鈕位置的改變，這時只有在旋鈕改變到另外方向時才移動子體積。如果沒有達到限制位置，則在步驟503，使得用于發送和接收波束成形器的波束操控角度按照旋鈕位置的改變遞增，以便沿稍微不同的取向操控體積。這個體積的幾何改變在步驟503被傳送到顯示系統的掃描變換器，使得新獲取的透視圖像將以它們的新的取向被顯示。波束成形器控制器在步驟504計算新的體積取向的第一波束位置和波束的停止與開始取向。在步驟506，設置用于發送和接收波束成形器的新的波束參數。然后，系統開始獲取和顯示在它的新的取向上的3D子體積，諸如在圖24的屏幕照相上顯示的子體積，而系統控制器則為隨后的改變繼續監視體積操控旋鈕。對于這種操作模式，聲譜儀操作員可以在最大體積區域的極限范圍內以電子方式來回掃描3D子體積，以便獲取在最大體積區域內高的幀速率30圖像，而不需要移動探頭離開它的聲學窗口。在所構建的實施例中，可在跨越大到90°的最大體積區域內掃描跨越大到57°的角度的子體積。
權利要求
1.一種用于三維成像的超聲診斷成像系統，包括矩陣陣列換能器，用來使以電子方式可操控的波束掃描身體的體積區域；被耦合到矩陣陣列換能器的圖像處理器，用來產生體積區域的活動的3D圖像；被耦合到圖像處理器的顯示器，用來顯示活動的3D圖像；以及被耦合到圖像處理器的用戶控制裝置，用于由用戶來使顯示器上的活動的3D圖像顛倒。
2.權利要求1的超聲診斷成像系統，其中體積區域包括組織；以及其中用戶控制裝置用于由用戶來使在活動的3D圖像上看到的組織顛倒。
3.權利要求1的超聲診斷成像系統，其中體積區域包括在以給定的觀看視角被觀看時具有頂面、底面、左側面和右側面的組織；其中顯示器以給定的顯示格式顯示活動的3D圖像；以及其中用戶控制裝置用于由用戶來使在活動的3D圖像上看到的顯示格式和解剖組織兩者都顛倒。
4.權利要求3的超聲診斷成像系統，其中在顛倒之前在顯示器上看到的組織的頂部，在顛倒后出現在圖像的底部；在顛倒之前在顯示器上看到的組織的底部，在顛倒后出現在圖像的頂部；在顛倒之前在顯示器上看到的組織的左側部，在顛倒后出現在圖像的右側部；以及在顛倒之前在顯示器上看到的組織的右側部，在顛倒后出現在圖像的左側部。
5.權利要求3的超聲診斷成像系統，其中在顛倒之前在顯示器上在圖像的底部看到的組織的頂部，在顛倒后出現在圖像的頂部；以及在顛倒之前在顯示器上在圖像的頂部看到的組織的底部，在顛倒后出現在圖像的底部。
6.權利要求3的超聲診斷成像系統，其中顯示格式包括扇區格式。
7.權利要求1的超聲診斷成像系統，其中圖像處理器還包括用于產生體積區域的平面的2D圖像的圖像處理器；其中顯示器還包括在顯示活動的3D圖像時用來同時顯示2D圖像的顯示器；其中用戶控制裝置用來同時顛倒在顯示器上的活動的3D圖像和2D圖像。
8.權利要求1的超聲診斷成像系統，還包括被耦合到圖像處理器的第二用戶控制裝置，用于由用戶來使顯示器上活動的3D圖像的左右外觀反向。
9.權利要求8的超聲診斷成像系統，其中第二用戶控制裝置還用來同時實施在顯示器上活動的3D圖像的左右反向和前后反向。
10.一種用于改變活動的3D超聲圖像的取向的方法，包括用矩陣陣列換能器獲取活動的3D超聲圖像；在顯示器上以給定的取向顯示活動的3D圖像；啟動用戶控制裝置以使顯示器上的活動的3D圖像顛倒；以及在顯示器上以相對于給定的取向為顛倒的取向顯示活動的3D圖像。
11.權利要求10的方法，還包括啟動第二用戶控制裝置以使顯示器上活動的3D圖像的左右外觀反向；以及其中顯示包括在顯示器上以相對于給定的取向為顛倒的和反向的取向來顯示活動的3D圖像。
12.一種用于三維成像的超聲診斷成像系統，包括矩陣陣列換能器，用來使以電子方式可操控的波束掃描身體的體積區域和接收響應于波束掃描的掃描線；被耦合到矩陣陣列換能器的體積呈現圖像處理器，用來以給定的次序處理所接收的掃描線以產生以給定取向的體積區域的活動的3D圖像；被耦合到圖像處理器的顯示器，用來顯示活動的3D圖像；以及被耦合到體積呈現圖像處理器的用戶控制，用于由用戶用來使以給定的次序的顛倒次序處理所接收的掃描線，其中啟動用戶控制裝置以使得顯示器上的活動的3D圖像以顛倒的取向出現。
13.權利要求12的超聲診斷成像系統，還包括被耦合到矩陣陣列換能器和響應于用戶控制的掃描變換器，用來以給定的次序處理所接收的掃描線而以給定取向產生體積區域的平面的2D圖像；其中顯示器被耦合到掃描變換器，以用于顯示2D圖像；以及其中啟動第二用戶控制以使得掃描變換器以與給定次序相反的次序處理所接收的掃描線，并使得2D圖像以相反的取向出現在顯示器上。
14.權利要求11的超聲診斷成像系統，還包括被耦合到體積呈現圖像處理器的第二用戶控制，用于由用戶用來使以給定次序相反的次序處理所接收的掃描線，其中啟動第二用戶控制以使得在顯示器上的活動的3D圖像以相反的左右取向出現。
15.權利要求14的超聲診斷成像系統，還包括被耦合到矩陣陣列換能器和響應于第二用戶控制的掃描變換器，它以給定的次序處理所接收的掃描線而以給定的取向產生體積區域的平面的2D圖像；其中顯示器被耦合到掃描變換器，用于顯示2D圖像；以及其中啟動第二用戶控制以使得掃描變換器以與給定次序相反的次序處理所接收的掃描線，并使得2D圖像以左右相反的取向出現在顯示器上。
全文摘要
三維超聲成像系統獲取來自體積區域的3D圖像數據并對圖像數據進行處理而以給定的取向產生體積區域的活動的3D圖像。用戶控制裝置可以由用戶切換以便按需要呈現具有不同取向的圖像。3D圖像中的組織和圖像格式兩者都可以顛倒，并且3D圖像的左右外觀可以通過組織的相應的前后反向而被反向。
文檔編號G01S15/89GK101035470SQ200580034158
公開日2007年9月12日 申請日期2005年10月3日 優先權日2004年10月8日
發明者J·弗里薩, K·蒂勒, D·普拉特, 劉令南 申請人:皇家飛利浦電子股份有限公司
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