CN102047140B

CN102047140B - 具有引导efov扫描的扩展视野超声成像

Info

Publication number: CN102047140B
Application number: CN200980120611.7A
Authority: CN
Inventors: Y·余; J·杰戈; J-M·钟; R·恩特金; L·J·奥尔森
Original assignee: Koninklijke Philips Electronics NV
Current assignee: Koninklijke Philips NV
Priority date: 2008-06-05
Filing date: 2009-06-02
Publication date: 2015-06-03
Anticipated expiration: 2029-06-02
Also published as: US20110079083A1; WO2009147621A2; EP2288935A2; RU2519811C2; JP5508401B2; CN102047140A; US8852107B2; JP2011521763A; RU2010154655A; WO2009147621A3

Abstract

一种产生扩展视野(EFOV)图像的超声诊断成像系统。沿着EFOV图像中要包括的解剖结构上方的患者皮肤移动3D成像探头。在移动探头时，从多个不同取向的图像平面，诸如径向平面和横向平面采集图像。在移动探头时，将取向之一的相继平面的图像数据与探头运动的估计进行比较。使用这些运动估计来定位在EFOV显示格式下精确地相对彼此的取向之一采集的图像相继序列。还使用运动估计在显示屏上显示图形，在移动探头时向用户指示扫描进度。可以针对探头速度、行进的距离或移动探头横贯的路径来指示进度。

Description

具有引导EFOV扫描的扩展视野超声成像

技术领域

本发明涉及医疗诊断超声系统，具体而言，涉及执行引导全景或扩展视野(EFOV)成像的超声系统。

背景技术

二维扩展视野(EFOV)或全景超声成像是用于肉眼观察在常规超声成像中不能完全看到的大结构或长结构(例如，股动脉、颈动脉)的有用工具。在二维(2D)全景成像中，如美国专利6,442,289(Olsson等人)所述，基本沿着2D图像的平面(方位维度)手动扫掠具有一维超声换能器阵列的探头来采集大量2D图像。组合所采集的重叠图像以利用探头运动估计产生全景图像，通常通过评估连续重叠图像之间的配准情况测量探头运动估计。可以在如美国专利6,516,215(Roundhill)所示的宽高宽比显示器上有利地查看超长图像。使用1-D超声换能器进行常规扩展视野成像的一个局限是仅沿着一个成像平面追踪运动，并假设该成像平面与运动方向对齐。如果运动方向未与换能器的成像平面对齐，全景图像中将存在几何失真并使精确测量的可能性降低。

另一种对长结构成像的方式是通过徒手扫描。在徒手扫描中，沿着垂直于图像平面的方向(即，在高度维度中)手动扫描超声探头，以从大致彼此平行的不同平面上采集一系列图像。可以组合这些图像以创建被称为徒手3D成像的三维(3D)体积。在美国专利Re.36,564(Schwartz等人)中描述了徒手扫描。徒手3D成像能够从不同取向和平面上显示解剖结构，而不需要临床医师从2D图像中思考解释结构的3D取向。徒手3D扫描能够生成其大小仅受限于可访问声窗(acoustic windows)和超声系统的数据存储器大小的体积，因此与常规3D超声成像相比具有若干临床优点，在常规3D超声成像中，体积大小受限于探头的最大机械或电子扫掠角。

如果要根据徒手3D全景图像进行距离或体积的精密测量，应当对图像采集进行校准，使得各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，探头运动追踪和重建对于产生经校准的体积是重要的。对超声探头的追踪提供了运动估计，运动估计直接用于补偿探头扫掠期间的探头运动。可靠的3D体积重建对于使与人为噪声相关的图像质量损失最小化而言也是至关重要的。此外，提供用于辅助在目标结构上进行扫描的实时用户反馈也是重要的。

例如，在美国专利5,899,861(Friemel等人)和美国专利6,572,549(Jong等人)中已经提出利用1D阵列探头的徒手采集进行3D全景成像。在这一方法中，通过评估从不同高度平面上顺序采集的图像中斑纹图案(specklepatterns)的去相关率来追踪探头的运动。然而，斑纹图案需要在相继图像间保持部分相关，而这并非始终可能，尤其是在探头的快速扫掠期间。同时，基于斑纹去相关的运动估计不是非常可靠，并且受到人为噪声、例如来自亮镜面反射器的那些人为噪声的强烈影响。为了实现更可靠的运动追踪，如美国专利6,517,491(Thiele等人)所述，可以向1D阵列探头附接外部定位传感器(例如，磁学或光学传感器)。然而，这些追踪装置遭受干扰和低灵敏度的影响，而表现出差的精确度。该方法还需要将附加的设备附接到探头和系统两者上，这是不方便的。

目前，机械1D阵列探头已经随着电子操控的2D阵列探头的引入而被取代。二维阵列换能器能够通过相位操控射束电子描体三维上的区域。不必在身体上机械地扫掠探头以采集3D图像，并且在探头中没有活动部分。2D阵列探头可以实时产生3D体积图像，并且还能够采集更小的三维体积，将它们拼合(stitched)在一起以产生如美国专利5,993,390(Savord等人)中所述具有血流的经调整的循环显示的更大的体积图像。然而，2D阵列探头与机械1D阵列探头具有相同的局限，即受限于探头下方区域的视野。

用于3D成像的又一方法是最近提出的I射束或E射束探头，如美国专利6,102,865(Hossack等人)所述，其包含主成像阵列和两个或三个垂直追踪阵列。然而，这一方法局限于，它仅能估计由追踪阵列取向设置的预布置方向上的探头运动。此外，这种系统价格昂贵，因为必须在单个探头中制造多个阵列并同时操作。探头位置的精确度受限于追踪阵列的大小，而追踪阵列通常远小于成像阵列。

发明内容

根据本发明的原理，使用电子束操控从2D阵列探头中采集多平面图像。这些平面图像用于采集扩展视野图像或体积，同时在多个方向上追踪探头的运动。在优选实施例中，利用能够在任意图像平面中电子操控射束的2D阵列探头创建并显示徒手3D全景图像。在目标对象上的2D阵列探头的手动扫掠期间采集包括来自主平面的B模式和/或彩色多普勒(Doppler)(例如，速度、功率和/或变化)的一系列平面图像。采集来自该平面的以及如果需要，还来自其他平面的超声数据并通过计算沿这些平面采集的连续图像之间的配准而将其用于追踪探头运动。组合来自每个平面的运动估计以找到探头的总运动矢量。总运动估计用于在根据主平面图像重建经校准的体积时补偿探头运动。根据本发明的另一方面，在2D阵列探头的扫掠期间显示部分体积用于实时用户反馈。在另一实施例中，显示一幅或多幅平面图像以展示扫描进度。此外，可以连同从一个或多个运动估计平面中产生的2D全景图像一起显示来自主平面的图像。根据本发明的另一方面，在探头的扫掠期间显示图标以告知临床医师探头运动的速度和/或方向。

附图说明

在附图中：

图1以方框图的形式图示说明了根据本发明的原理构建的超声诊断成像系统。

图2图示说明了正在受检者皮肤上移动的2D阵列换能器。

图3图示说明了在移动2D阵列换能器时在两个平面中的超声信息采集。

图4图示说明了在移动2D阵列换能器时在三个平面中的超声信息采集。

图5图示说明了对扩展长度的血管成像的图4的图像采集技术。

图6a-6c图示说明了在采集图像的2D阵列换能器移动时图像结构在不同平面中的位置变化。

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体积重建器的更详细的方框图。

图10a-10d图示说明了使用根据本发明的2D阵列探头的3D EFOV图像的显影。

图11图示说明了由本发明的超声系统产生的显示，其带有指示扫描速度的探头运动指示符。

图12图示说明了由本发明的超声系统产生的另一显示，其带有指示扫描进度的探头位置指示符。

具体实施方式

首先参考图1，其通过方框图的形式示出了根据本发明的原理构建的超声系统。探头耦合到包括二维阵列换能器500和微射束形成器502的系统。微射束形成器包含控制应用到阵列换能器500的元件(“片”)组的信号并对每组的元件接收到的回波信号进行一些处理的电路。探头中的微射束形成有利地减少了探头和超声系统间的线缆503中导体的数目，在美国专利5,997,479(Savord等人)和美国专利6,436,048(Pesque)中对其进行了描述。

探头耦合到超声系统的扫描器310。扫描器包括射束形成控制器312，其响应于用户控制36并为微射束形成器502提供控制信号，从而为探头指示发射射束的计时、频率、方向和聚焦。射束形成控制器还通过其对模数(A/D)转换器316和射束形成器116的控制来控制扫描器接收到的回波信号的射束形成。探头接收的回波信号被扫描器中的前置放大器和TGC(时间增益控制)电路314放大，然后被A/D转换器316数字化。然后由射束形成器116将经数字化的回波信号形成完全受控和聚焦的射束。然后由图像处理器318处理回波信号，图像处理器318执行数字滤波、B模式检测和多普勒处理，并且还能够执行其他信号处理，诸如谐波分离、通过频率混合减少斑纹以及其他期望的图像处理。

扫描器310产生的回波信号被耦合到显示子系统320，显示子系统320处理回波信号从而以期望的图像格式显示。图像线处理器322处理回波信号，图像线处理器322能够对回波信号采样、将射束段拼接成完整的线信号并对线信号进行平均以改善信噪比或流动余辉。通过扫描转换器324将图像线扫描转换成期望的图像格式，如本领域公知的，扫描转换器324执行R-θ(R-theta)转换。然后在图像存储器328中存储图像，可以从图像存储器328中将图像显示在显示器150上。存储器中的图像还叠加有要与图像一起显示的图形，该图形是由响应于用户控制36的图形生成器330生成的。可以在图像环或序列的采集期间在影像存储器326中存储各幅图像或图像序列。

为了进行实时体积成像，显示子系统320还包括3D EFOV子系统304中的3D图像渲染处理器(在图8和9中更全面描述)，其从图像线处理器322接收图像线，用于为实时三维图像渲染，实时三维图像耦合到图像存储器328，用于在显示器150上显示。

根据本发明的原理，3D EFOV子系统产生用于扩展视野成像的图像。EFOV图像可以是如在上述Olsson等人和Roundhill的专利中所述的二维平面图像或可以是3D图像。通过使用影像存储器326提供的图像数据由运动估计器302估计探头运动，从而组合EFOV图像。运动估计器能够使用例如美国专利6,299,579(Peterson等人)中所述的所谓MSAD块匹配技术，通过配准相继采集的图像的数据，来沿着患者身体追踪探头的运动。如果需要，可以使用其他运动估计技术，诸如非刚体配准。块匹配技术计算至少部分交叠的相继采集图像之间的位移。当计算了不同平面取向中的图像位移时，运动估计器302可以在三维中计算幅度和方向两者的位移矢量。该位移矢量向EFOV子系统304提供位置信息，用于对在探头移动时从不同平面采集的图像进行相对定位。当EFOV子系统将相继图像适当地彼此相对定位后，产生了几何上精确的二维或三维EFOV图像。

通过首先参考图2可以更全面地理解本发明的EFOV成像技术，图2是描绘了在2D阵列探头采集EFOV图像时其运动的透视图。为了图示说明的清晰，示出的2D阵列换能器500去除了环绕的探头外壳和换能器堆。在该图中，2D阵列换能器500沿着患者的皮肤表面2移动，并随着其移动正在采集图像数据。2D阵列换能器沿着大箭头的方向运动，其在“前”方向上并远离探头后方的“后”方向。运动方向的两侧为“左”和“右”方向。

考虑到这些方向参考，现在参考图3，图3示出了在探头沿箭头指示的方向移动时在其中采集图像的两个平面“S”(径向)和“T”(横向)。在本范例中将两个平面描绘为矩形形状，尽管在给定实施例中，它们可以具有其他形式，诸如扇形或梯形形状。可以见到，两个平面S和T从2D阵列换能器500沿“下”方向延伸。尽管2D阵列换能器500能够扫描许多更多的图像平面，甚至是阵列换能器下方的全部体积，但在这一实施例中，其仅需扫描S和T两个平面。仅扫描两个平面的需求意味着可以通过对两个平面的交替或交错扫描紧接着迅速采集图像。高采集帧速率意味着在图像之间将发生相对小的运动，并且在相继图像的图像数据内容中将有显著的交叠，改善了在图像数据中找到相似性并计算运动矢量的能力，并且还改善了空间采样，用于之后重建经校准的体积。可以精确地估计相继图像之间的位移，并通过图像相对彼此的正确定位来组合几何上精确的EFOV图像。

在图3的范例中，可以形成两种类型的EFOV图像。一种是随2D阵列换能器沿箭头方向移动时采集的相继的S平面图像形成的。从后方向到前方向的运动将反映在相继采集的S平面图像的图像内容中。上和下的运动也将反映在S平面的图像内容中。相继的T平面图像间的位移将揭示沿左或右方向以及还有上和下移动。于是，使用这些位移估计来产生从一幅S平面图像到下一幅的相对位移矢量。然后对准叠加S平面图像的相继序列并将其拼合在一起，以产生二维EFOV图像，使其最长维度沿着箭头的方向。应当重点注意，与使用1D换能器的常规EFOV成像不同，根据本发明的原理，不需要使探头运动精密地与S平面对准。即使运动偏离该平面，该偏离也将被T平面追踪，从而可以生成校准良好的全景图像。

在图3的范例中可以采集的另一种EFOV图像是从相继采集的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相继采集的T平面图像间的位移矢量，然后将其用于相对彼此恰当地定位相继的T平面图像。由于继续沿着箭头方向采集T平面图像，随着更多具有相继位移的T平面位于先前采集和定位的图像前，三维图像在箭头方向上的厚度增加。于是3D EFOV图像的最长维度正交于T平面。

有可能同时产生这两种图像，因为一直在针对2D EFOV和3D EFOV图像两者采集平面图像。例如，可以采集由相继的T平面图像截取的组织的扩展体积图像，并且可以由相继的S平面的EFOV产生沿该体积中心向下的扩展切割平面。S和T平面不需要与物理换能器阵列500的特定维度相关联，但可以在S平面沿任一维度取向的情况下采集，使T平面垂直于该维度。S平面不需要如图3所示处于2D阵列下方的中心，而是可以在中心的任一侧或以一定倾角进行采集，以形成3D EFOV图像的3D体积的不同取向切割平面的EFOV图像。根据针对S和T平面的孔径的选择，T平面可能未必垂直于S平面。

图3的范例增加了第三采集平面，“C”(截面)平面，因为平行于二维阵列主平面的平面是已知的。如上所述计算C平面的相继图像间的位移，并且该位移将指示2D阵列换能器在后到前以及左和右两方向上的运动。相继的T平面图像提供了在上和下方向上的位移信息，可以看出，无需来自S平面的任何信息就可以计算三维位移矢量。这意味着，对于从来自S平面的图像中编辑的2D EFOV图像而言，可以针对成像优化S平面的采集，并可以针对位移测量优化T和C平面的采集。备选地，如果要在3D EFOV图像中组合相继的T平面图像，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平面采集。例如，在图像平面保持大且用于高分辨率图像的线密度高时，可以使位移测量图像的大小更小或使它们的线距增大。

如果需要的话，在图4的范例中还能够从相继的C平面图像中组合2DEFOV图像。当采集C平面时，获得了C平面和探头之间的体数据，而无需任何额外的声波传输。可以通过3D配准来对齐体数据的相继序列以找到整个采集过程中探头的六个自由度(三个平移和三个旋转)，这允许精确重建3D或2D EFOV图像。

应当认识到，与平面正交的运动将导致图像平面的图像内容在一个平面和另一个之间迅速去相关，使得该方向的位移估计出现问题。然而，多个不同取向的平面的使用使得这种高度位移能够发生在另一图像的平面中，其中图像与图像的相关性将保持为高并且仍然能够精确地估计位移。

图5描绘了使用T、S和C平面对身体内的血管V的EFOV扫描。在本范例中，在相当大长度的血管V上产生了EFOV图像，从而能够在单幅图像中诊断血管的大部分或所有特征。在移动2D阵列换能器探头时，S平面保持与血管V的中心对准，从而能够产生沿血管垂直中心向下的切割平面图像。设置C平面的深度，使得如果血管在身体中保持恒定深度，该平面将继续与血管水平中心相交。在探头移动时，T平面继续截取血管及其周边组织。例如，可以使用这种布置同时产生多幅EFOV图像，根据相继的T平面图像产生血管V的3D EFOV图像，以及根据相继的T和C平面图像产生正交取向的2D切割平面。

图6a-6c描绘了可以从不同取向平面的相继序列中容易确定的不同平面内位移。如图6a所示，如结构的相继位置s₁和s₂间的箭头所示，当探头沿箭头方向移动时，在一幅S图像中在前出现的结构s₁在下一相继的S平面图像中看起来已经移动到后方。可以从相继的图像中结构的相对位置容易地辨别出结构的上和下的位移。图6B示出，在探头向左移动时，在一幅T平面图像中s₁结构的位置将在相继的T平面图像中变为s₂位置。也可以从相继的T平面图像中容易地辨别出上和下的位移。相继的C平面图像将容易地揭示出探头的前到后的移动，以及左和右的移动，如图6c所示。

图7为方框图，其示出了图1的运动估计器302和3D EFOV子系统304之间的连接。在这一实施例中，影像存储器326存储接收到的平面图像，之后将它们用于EFOV图像。在本范例中，将B模式图像用于运动估计，因为B模式图像不会表现出一些多普勒信号的脉动或闪烁人为噪声。运动估计器分析相继的B模式图像并估计逐幅图像之间的位移矢量。将这些运动估计转发到3D EFOV子系统，在3D EFOV子系统中它们被用于相对地对准采集的图像。在从影像存储器转发到3D EFOV子系统时，经对准的图像可以是多普勒图像、B模式图像或两者。运动估计器还为图形生成器330产生运动信息，图形生成器330使用该信息如下所述在图像显示器上显示一个或多个运动指示图标。

图8为方框图，其图示说明了根据本发明原理构造的3D EFOV子系统304的更多细节。将来自运动估计器302的运动估计耦合到2D马赛克(mosaic)构建器310、3D多普勒体积重建器308以及3D B模式体积重建器306。将影像存储器326中存储的B模式图像提供给2D马赛克构建器310、运动估计器302和3D B模式体积重建器306。将多普勒图像提供给3D多普勒体积重建器308。3D体积重建器与美国专利5,572,291(Schwartz)中所述的3D图像渲染器以相同方式工作，其中，由运动估计器的运动估计进行引导，根据多幅相对彼此取向的2D图像对3D图像渲染。根据提供的图像信息，将3D渲染图之一或两者耦合到3D显示子系统330，在3D显示子系统330中可以将B模式和多普勒渲染图的组织和流图像合并在一起用于获得如′291专利中所述的组织和流两者的3D图像。也可以在3D显示子系统中应用各种3D可视化增强，诸如多平面重建和表面渲染。将3D图像提供给图像存储器328用于显示。2D马赛克构建器210组合部分交叠的2D图像帧以形成如上述Olsson等人的专利中所述的2D EFOV图像。将2DEFOV图像提供给图像存储器328，还可以从中独立地显示或与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能够提供身体内体积的3D EFOV图像，而2D马赛克构建器提供通过3D体积的平面切片的2D EFOV图像。

图9为方框图，其图示说明了本发明实施例的3D体积重建器的更多细节。图示说明的3D体积重建器306、308能够借助于正向重建器332和反向重建器334利用正向和反向数据映射同时形成3D图像。利用正向映射重建3D体积，其中根据运动估计提供的变换矩阵直接将输入数据映射到输出体素中。尽管本方法能够提供快速响应，并且可能分辨率与输入2D图像相同，但由于一旦接收到经渲染的体积就向其增加新图像数据，所得的3D图像可能在重建的体积中具有孔。另一方面，反向重建器的反向映射方法利用的是逆变换矩阵，从而借助于内插法根据输入数据生成更详细的输出体素。利用反向映射3D重建，重建的体积中出现的孔更少，但响应更慢，因为在能够对平面图像间数据进行内插之前，重建必须等待来自扫描的所有输入数据。可以使用的适当内插法被表达为

Q_{0} = \frac{d_{1}}{d_{1} + d_{2}} Q_{2} + \frac{d_{2}}{d_{1} + d_{2}} Q_{1}

其中Q₀是两个采集的像素Q₁和Q₂之间的内插像素值，Q₁和Q₂分别与采集像素分隔距离d₁和d₂。备选地，可以使用其他高阶内插技术，诸如多项式和样条内插。图示说明的实施例提供了正向和反向重建两者，使得用户能够选择更快或更详细的重建用于显示。

图10a-10d图示说明了在扫描患者时3D EFOV图像入射如何呈现于超声系统显示器上。在沿着图10a中箭头所示方向移动探头时，依次向正被扫描和显示的体积100的前表面添加等分血管V的图像平面。在探头继续沿患者皮肤进行其移动时，越来越多的平面被扫描并添加到体积的前面，并且体积在这一维度上增大，如图10b的较长EFOV体积100所示。在探头进一步移动时，向体积添加更多前方的平面，如图10c所描绘其进一步增大。如前所述，通过估计运动以及由此估计上一采集平面与当前平面的位移，相对于体积的先前平面定位每个新平面。如图3、4和5中的图示说明，可以从诸如图像平面C或S的一个或多个正交扫描平面的图像数据中计算这一位移信息。于是，考虑到每个新采集平面与先前采集的平面和体积的正确几何关系增加新采集平面。于是，所得的体积在几何上是精确的，并且能够提供体积中所示结构的量化测量。图10d是根据本发明采集和产生的实际3D EFOV图像的图示说明。(为了图示说明清晰起见，已经将图像像素的灰度级范围从其在图10d中的正常黑底白色翻转为白底黑色。)

图11图示说明了根据本发明原理构造的超声系统的EFOV显示器50，其为正移动超声探头以采集EFOV图像的临床医师提供引导。在本范例中，根据在图3的径向平面S中采集的一系列成分图像(component images)编辑出2D EFOV图像66。在探头移动时，在径向平面S和横向平面T两者中连续采集成分图像。运动估计器302使用这两个平面中的图像追踪探头的运动。在显示器的顶部示出了横向和径向成分图像的一些或所有，52为最近采集的横向平面图像，而54为最近采集的径向平面图像。图形生成器330产生的图标56和58被显示于成分图像52和54上方并包含颜色加亮的条以指示相应的平面取向。在本范例中，取向被表示为如同从换能器500上方以侧边观察平面。

根据本发明的原理，在显示器50的中心示出了两个探头运动指示符6。每个探头运动指示符具有绘示范围的彩色条60、62以及指示范围中的点的小三角形(由箭头指示)。在本范例中，每个探头运动指示符向临床医师提供探头移动速度的指示，两个图示说明的指示符分别用于横向和径向运动。每个条上方的图形三角形的位置是从运动估计器302估计的逐帧间位移以及已知的采集各帧的时间中计算的。知道这些时间和距离值就能够直接估计给定方向的速度。在本范例中，由于临床医师正通过在如图3所示的前径向方向移动探头来进行EFOV扫描，横向运动指示符告知临床医师他的探头运动是沿着身体在直线中还是偏离到左方或右方。当小三角形保持在彩色条60中心上方时，在本范例中探头正沿着直线向前移动。这意味着，用于形成EFOV图像66的每个相继的径向成分图像都基本位于相同的图像平面中。但是如果探头开始向左或向右移动，相继的成分图像将不再共面，并且小三角形将相应地向彩色条中心的左侧或右侧移动以指示这一运动偏离。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离越大。当探头重新开始沿直线向前移动时，小三角形将再次返回中心并保持位于中心处。

包括彩色条62的径向探头运动指示符将指示本范例中沿前方向的速度。在扫描开始之前并将探头靠放在患者身上时，小三角形在彩色条的最左侧、零速度点的上方。在临床医师开始移动探头并且其速度增大时，小三角形开始向右移动，以指示探头沿径向前向的速度。对于均匀的EFOV图像而言，希望以恒定速度移动探头，从而以基本均匀间隔的时间和空间间隔采集成分图像。使用给定实施例中可用的参数，诸如图像的期望长度、可用的影像存储器的量、成分图像交叠的量等，临床医师能够设置其系统，使得在以期望速度移动探头时小三角形将位于彩色条的中心上方。于是，为了以期望速度扫描直线区域的解剖结构，临床医师仅需要观察在移动探头时两个小三角形都停留在它们相应彩色条的中心。通过维持小三角形的这种定位，临床医师将获得她所希望的高质量EFOV图像。由于一些用户可能在采集期间专注地观看显示的图像，也可以在探头移动过快或过慢时提供音响警报，诸如铃声。

应当认识到，探头运动指示符之一或两者可以用速度之外的单位标注。例如，临床医师可以决定在身体上方50cm的距离处采集EFOV图像。然后可以设置径向探头运动指示符条62以指示向该距离前进，从彩色条62的左侧零点开始，并持续到覆盖右侧50cm的距离。在临床医师开始扫描时，小三角形将随着探头移动一起从其出发点开始连续移动。当小三角形已经一路移动到彩色条右端时，临床医师将知道已经完成了50cm的扫描。例如，可以对探头运动指示符进行标注的另一个单位是时间。

图12图示说明了根据本发明原理构造的超声系统的第二种EFOV显示器50，其为移动超声探头以采集EFOV图像的临床医师提供引导。在本范例中，在显影时该显示器不显示EFOV图像，而仅示出采集它们时的成分图像52和54。运动估计器就是使用成分图像追踪探头运动的。如在前面的范例中那样，平面取向图标56、58在相应成分图像52、54上方显示。

在成分图像上方的显示区域中显示的是执行EFOV扫描时探头横贯路径的图形轨线。在本范例中，轨线70是由一系列小点形成的。轨线70下方的取向箭头指示横向(左右)和径向(前后)方向。从运动估计器302产生的位移估计中产生轨线70。沿着轨线70记下一系列圆72，其标志着沿轨线刻画的路径的1cm增量。备选地，可以在已经采集了给定数量成分帧之后，或在扫描期间已经过去另一时间增量之后记下圆70，使临床医师知道探头运动的均匀性。在轨线70的末端，大圆点8指示在探头运动期间当前探头位置。例如，通过使用S和T平面相交的轴以及其在2D阵列上的原点作为探头位置的参考点，可以使轨线70的路径与阵列的特定点相关。

在本范例中，正在从横向平面52的相继序列中编辑3D EFOV图像。在图示说明的本范例中，被扫描组织的体积包括横向成分图像52中横截面中以及径向成分图像54中纵截面中所示的血管V。临床医师能够引导其探头的移动以保持血管V的横截面以每个相继横向成分图像52的中间为中心，如附图所示，径向成分图像54的相继序列持续显示血管V的主纵向切割平面。由此在采集完全包围血管V的3D EFOV图像期间引导临床医师。在完成引导的图像采集之后，临床医师可以切换到3D EFOV图像的视图，例如图10d的视图。

尽管优选实施例利用2D阵列换能器探头在移动探头时在期望图像平面上以电子方式操控射束，但应当认识到，还可以利用在探头移动时在探头中来回振动1D阵列的机械式3D扫描探头执行EFOV扫描和图像采集。例如，可以将美国专利公开2004/0254466中所示的3D机械式探头用于根据本发明的EFOV扫描。移动的1D阵列每次获得其振荡扫掠的给定位置时，可以在该阵列位置的图像平面取向中采集图像。可以连续操作阵列的一个或若干个相邻元件以在阵列振荡时连续扫描正交的平面。在沿着患者皮肤移动探头时，在EFOV扫描中移动探头时这两种采集将连续扫描两个不同的平面。

Claims

1.一种超声诊断成像系统，其产生引导扩展视野“EFOV”图像，包括：

包括2D阵列换能器的超声探头，可以沿着受检者的表面在前向方向移动所述超声探头；

耦合到所述阵列换能器的射束形成器，在沿着所述表面在所述前向方向移动所述探头时，所述射束形成器控制所述探头以反复扫描多个不同取向的图像平面；

图像处理器，所述图像处理器响应于从所述阵列换能器接收到的信号以在移动所述探头时形成多平面图像序列；

运动估计器，所述运动估计器响应于所述多平面图像序列而产生探头运动的估计；

EFOV子系统，所述EFOV子系统响应于所述探头运动估计而运行，以从所述多平面图像序列中产生EFOV图像；

探头运动指示符，所述探头运动指示符响应于所述运动估计器而从所述多平面图像序列产生关于在所述前向方向上的探头运动以及横向于所述前向方向的方向上的探头运动的指示；以及

显示器，所述显示器响应于所述EFOV子系统和所述探头运动指示符用于显示在移动所述探头时的所述探头运动指示符和所述EFOV图像。

2.根据权利要求1所述的超声诊断成像系统，其中，所述探头运动指示符产生关于探头运动速度的指示。

3.根据权利要求2所述的超声诊断成像系统，其中，所述探头运动指示符产生关于沿着所述前向方向以及沿着与所述前向方向交叉的方向的探头运动速度的指示。

4.根据权利要求1所述的超声诊断成像系统，其中，所述探头运动指示符产生关于探头行进距离的指示。

5.根据权利要求2所述的超声诊断成像系统，其中，所述探头运动指示符包括示出探头运动与规定行进路径的偏差的显示图形。

6.根据权利要求5所述的超声诊断成像系统，其中，所述规定行进路径包括所述前向方向，并且所述偏差的方向是所述前向方向的交叉方向。

7.根据权利要求2所述的超声诊断成像系统，其中，所述探头运动指示符包括指示探头相对于零速度的运动速度的显示图形。

8.根据权利要求1所述的超声诊断成像系统，其中，在移动所述探头时，所述探头运动指示符和所述EFOV图像两者都被显示。

9.根据权利要求1所述的超声诊断成像系统，其中，所述探头运动指示符包括在沿着所述表面移动所述探头时所述探头的行进路径的图形绘示。

10.根据权利要求9所述的超声诊断成像系统，其中，所述行进路径的所述图形绘示包括所述路径增量的指示符。

11.根据权利要求2所述的超声诊断成像系统，其中，所述指示符是移动所述探头时距离或时间单位或采集图像数目的量。

12.根据权利要求9所述的超声诊断成像系统，其中，所述行进路径的所述图形绘示包括标记所述探头相对于所述行进路径的当前位置的图形。

13.根据权利要求1所述的超声诊断成像系统，其中，所述显示器还包括第一成分图像显示区域，在所述第一成分图像显示区域中使用最近采集的图像来产生被显示的EFOV图像。

14.根据权利要求1所述的超声诊断成像系统，其中，所述显示器还包括成分图像显示区域，在所述成分图像显示区域中使用最近采集的图像来产生被显示的探头运动估计。

15.根据权利要求13所述的超声诊断成像系统，其中，所述显示器还包括第二成分图像显示区域，在所述第二成分图像显示区域中使用最近采集的图像来产生被显示的探头运动估计，

其中，由所述超声探头从取向不同的图像平面中采集所述的第一和第二成分图像。