專利名稱：：用于3d醫(yī)學(xué)成像中高速圖像采集速率的方法和裝置的制作方法用于3D醫(yī)學(xué)成像中高速圖像采集速率的方法和裝置本申請的
技術(shù)領(lǐng)域：
是用于3D醫(yī)學(xué)成像的高速圖像采集速率的方法和裝置。超聲是用于醫(yī)學(xué)成像和診斷的無創(chuàng)性、便于攜帶且相對廉價的工具。由換能器發(fā)射的超聲波在組織邊界處被反射并被探頭記錄，從而允許用戶通過不同的聲阻來探測解剖結(jié)構(gòu)的邊界。Bonneau等人(2003)的Afa;^Ve^b/wweCo"srwWo"々omC7/rasoM"^/7magas<a//wm""http://"eaW,JointEUROGRAPHICS—正EETCVGSymposiumonVisualization,以引用的方式合并于此。超聲的成本、無創(chuàng)性和便攜性已經(jīng)導(dǎo)致大范圍地采用對各種器官的超聲成像。特別地，超聲經(jīng)常被用于探測運(yùn)動，例如胎兒或心臟等器官的運(yùn)動，以便探測潛在的病理。心臟的這種成像(被稱為超聲心動圖)面臨特別的挑戰(zhàn)，因?yàn)橐恍┬呐K問題(如二尖瓣脫垂)的診斷涉及到分析心臟的運(yùn)動，這種運(yùn)動是隱蔽的且只有當(dāng)成像設(shè)備可以快速采集圖像時才能被探測到。在常規(guī)3D體積掃描中，典型模式是掃描一系列R-e扇形切片，其中R表示扇形的半徑，且e表示扇形的角度。每個扇形切片位于不同的仰角位置處。這一仰角位置將被稱為"4>"位置。在這一常規(guī)的3D體積中，每個切片的e值是恒定的。當(dāng)掃描視角在6-e平面上時所得到的模式是矩形的。(這一模式將被稱為"矩形掃描模式"。)對于心臟左心室從頂點(diǎn)位置起的心臟掃描，使用矩形掃描模式是低效率的，因?yàn)樵?>-9平面內(nèi)左心室是橢圓形的(在很多情況下近似圓形)。圖1中圖示說明了超聲心動圖中常規(guī)3D體積掃描模式的低效率方面。低效率的圖像采集導(dǎo)致比期望的圖像采集速率更低的圖像采集速率。因此，在此提供的本發(fā)明的實(shí)施例是一種掃描對象中的感興趣醫(yī)學(xué)體積的方法，該方法包括掃描r-e扇形切片。r表示扇形的半徑，而e表示扇形的角度。e是4)的函數(shù)，而4)表示R-e切片的仰角位置。以第一4)和e值執(zhí)行該掃描。該方法還包括使小和e改變到至少第二4)和e值。該方法還包括以改變的值重復(fù)掃描，從而以與使用恒定e值的掃描方法的采集速率相比提髙的速率來采集至少一個圖像。在進(jìn)一步的實(shí)施例中，該函數(shù)是分段、步進(jìn)或"針對每種情況的"函數(shù)。在另一實(shí)施例中，該函數(shù)是不連續(xù)函數(shù)。在另一實(shí)施例中，該函數(shù)產(chǎn)生e值，從而使得當(dāng)從cb-e平面觀察時，掃描模式是圓錐截面，諸如橢圓形。在另一實(shí)施例中，該函數(shù)產(chǎn)生e值，從而使得當(dāng)從小-e平面觀察時，掃描模式是多邊形。本發(fā)明的另一實(shí)施例提供一種用于掃描對象中的感興趣體積的醫(yī)學(xué)成像設(shè)備。該設(shè)備被設(shè)計(jì)為掃描R-e扇形切片，其中R表示扇形的半徑，e是4)的函數(shù)并表示扇形的角度，而4>表示R-e切片的仰角位置。該設(shè)備被進(jìn)一步設(shè)計(jì)為在多個4>和e值上改變小和e，并以改變得到的多個小和e值重復(fù)掃描，其中該設(shè)備以與使用恒定e值的掃描方法的采集速率相比提高的采集速率來采集至少一個圖像。在進(jìn)一步的實(shí)施例中，從多個函數(shù)中選擇至少一個函數(shù)以生成用于掃描感興趣體積的期望模式。在另一實(shí)施例中，要掃描的感興趣體積由用戶來選擇。在進(jìn)一步的實(shí)施例中，用戶選擇適用于期望的感興趣體積的函數(shù)。在另一實(shí)施例中，該設(shè)備探測正被掃描的感興趣體積并選擇得到針對期望的感興趣體積的高圖像采集速率的函數(shù)。在另一實(shí)施例中，該設(shè)備探測被掃描體積的邊界并產(chǎn)生包括體積邊界的掃描模式。在另一實(shí)施例中，該醫(yī)學(xué)成像設(shè)備是超聲成像設(shè)備。在進(jìn)一步的實(shí)施例中，該醫(yī)學(xué)成像設(shè)備是三維超聲掃描器。在另一實(shí)施例中，該醫(yī)學(xué)成像設(shè)備是三維心臟超聲掃描器。圖i是示出利用常規(guī)的矩形掃描模式對心臟進(jìn)行掃描的示圖2是三維掃描參數(shù)的表示法；圖3示出利用超聲元件陣列的扇形掃描的實(shí)現(xiàn)方式；圖4是示出通過使用元件陣列形成和操縱波束的一組示圖5是示出橢圓形掃描模式的示圖。說明書第3/5頁此處的方法和裝置應(yīng)用于超聲掃描應(yīng)用，諸如心臟掃描，但是其他醫(yī)學(xué)成像設(shè)備和其他目標(biāo)器官也在本發(fā)明的范圍內(nèi)。超聲成像系統(tǒng)包括起到發(fā)射器和接收器作用的換能器。該換能器由單一元件或多個元件陣列組成。超聲元件可以由若干材料制成，這些材料包括但不限于壓電晶體、鋯鈦酸鉛(PZT)、壓電材料和壓電復(fù)合材料。在發(fā)射模式下，換能器將電信號轉(zhuǎn)換成機(jī)械振動，該機(jī)械振動作為超聲波被發(fā)射到身體內(nèi)。在接收模式下，超聲波的回波(反向散射)被轉(zhuǎn)換成電信號，然后被處理。常規(guī)的超聲掃描方法已經(jīng)使用矩形掃描模式。如圖1所示，常規(guī)的矩形掃描模式對于超聲心動圖來說是低效率的，因?yàn)樾呐K不是矩形的，而當(dāng)對期望的器官進(jìn)行成像時，身體的不想要的區(qū)域被包括在內(nèi)。這些不想要的區(qū)域的示例在圖1中由用交叉排線畫出陰影的三角形示意性表示。圖2是三維掃描參數(shù)的表示法。3D體積掃描的過程涉及以不同的(K在圖中用希臘字母O指示)值進(jìn)行的采集和組合多個扇形掃描。修改參數(shù)cl)(O)、0(e)和R以調(diào)節(jié)3D圖像的尺寸、形狀、位置和取向。在常規(guī)的矩形掃描模式中，e是作為小的函數(shù)的常數(shù)。在此處提供的本發(fā)明的實(shí)施例中，在掃描期間e值作為4)的函數(shù)進(jìn)行變化，以產(chǎn)生具有各種形狀(諸如橢圓形)的模式以及在4)-e平面中觀察的具有各種尺寸的模式。可以修改幀表(frametable)以便說明每個切片取決于4)位置的0范圍。在圖3中示出通過超聲元件陣列進(jìn)行扇形掃描的實(shí)現(xiàn)方式。用一排矩形表示元件陣列，而用陰影矩形表示激勵的元件。激勵一個或多個元件以形成波束。也有可能通過機(jī)械地操縱單一元件進(jìn)行扇形掃描，從而使得元件的焦點(diǎn)在期望方向上。這一波束(例如超聲波束)在特定方向上行進(jìn)通過身體，且由換能器接收回波。重復(fù)這一過程以創(chuàng)建感興趣體積的圖像。通過相長干涉和對不同元件的定相(即疊加波中的相對相移)的控制來形成和操縱波束。當(dāng)兩個波的相加或組合導(dǎo)致波的幅值大于獨(dú)立波的幅值時，發(fā)生相長干涉。圖4中，畫面A示出通過控制激勵元件的定時來聚焦波束，這在相控超聲陣列的實(shí)踐中是眾所周知的。首先激勵元件1和5，接著激勵元件2和4，然后激勵元件3。圖4中，畫面B示出通過激勵元件5、然后元件4、然后元件3、然后元件2且最終元件1來操縱波束到一側(cè)(例如左側(cè))。Webb，IntroductiontoBiomedicalImaging126-28(2003)。在3D體積掃描中，典型模式是掃描一系列R-e扇形切片，其中每個切片位于不同的4)位置。在此前執(zhí)行的常規(guī)掃描中，每個切片的e范圍是恒定的。當(dāng)在小-e平面中觀察時，由以恒定e值進(jìn)行的掃描引起的模式是矩形。對于左心室從頂點(diǎn)位置起的心臟掃描，矩形掃描是低效率的，因?yàn)樵谛?e平面內(nèi)左心室是橢圓形的(在很多情況下為近似圓形)。圖i中圖示說明了超聲心動圖中常規(guī)3D體積掃描模式的低效率方面。圖i中用交叉排線畫出陰影的三角形代表在感興趣體積(即心臟)之外本來不必掃描的體積。掃描感興趣體積之外的結(jié)果是增加了掃描所需的時間并降低了掃描的效率。因此，低效率的圖像采集導(dǎo)致比期望的圖像采集速率更低的圖像采集速率。為了提高效率，此處提供本發(fā)明的各種實(shí)施例采用橢圓形3D掃描。因此例如當(dāng)在頂點(diǎn)視角上掃描左心室時，增加了3D掃描的體積速率，并且很少損失或不損失診斷效用。此處提供的本發(fā)明的各種實(shí)施例通過修改掃描模式來提高圖像采集速率，從而使e成為4)的函數(shù)。相應(yīng)地，如圖5所示，橢圓形掃描模式便于更有效地對心臟進(jìn)行成像，因?yàn)樵摮上衲Ｊ降倪吔绫瘸Ｒ?guī)的矩形掃描模式更緊密地逼近心臟的形狀。除了橢圓形掃描模式，可以實(shí)現(xiàn)其他幾何函數(shù)以便對具有不同形狀的器官進(jìn)行成像，例如產(chǎn)生包括但不限于圓錐截面和多邊形的模式的函數(shù)。針對需要維持感興趣體積內(nèi)多個子體積中的每一個的掃描時間一致性的應(yīng)用，每個子體積的相同數(shù)目的掃描線可能是有用的。由于子體積在e-小平面內(nèi)不再是矩形，因此需要針對每個子體積的更復(fù)雜的形狀。更復(fù)雜的形狀允許子體積分界線處的模式具有減少有時沿分界線觀察到的暫時且不想要的偽影的作用。此處提供的本發(fā)明的另外的實(shí)施例包括在用于心臟或其他器官的三維超聲掃描器中實(shí)施上述方法的醫(yī)學(xué)成像設(shè)備。這種設(shè)備的一些實(shí)施例允許用戶從多個函數(shù)中選擇一函數(shù)以生成用于掃描感興趣體積的期望模式。這些設(shè)備的相關(guān)實(shí)施例選擇適當(dāng)?shù)暮瘮?shù)來有效地掃描期望的感興趣體積和/或探測感興趣體積的邊界并設(shè)計(jì)出產(chǎn)生感興趣體積的有效掃描函數(shù)的函數(shù)。此外，很明顯的是，可以想到本發(fā)明的其他和進(jìn)一步的形式以及不同于上面描述的特定的示例性實(shí)施例的實(shí)施例，而不背離所附權(quán)利要求及其等價物的精神和范圍，并且因此意欲使本發(fā)明的范圍包含這些等價物，且說明書和權(quán)利要求意欲是示例性的而不應(yīng)被解釋為進(jìn)一步的限制。權(quán)利要求1、一種以提高的采集速率掃描對象中的感興趣體積的方法，所述方法包括掃描R-θ扇形切片，其中，R表示所述扇形的半徑，θ表示所述扇形的角度并且是φ的函數(shù)，而φ表示所述R-θ切片的仰角位置，其中，以第一φ和θ值執(zhí)行所述掃描；使φ和θ改變到至少第二φ和θ值，其中，以所改變的值重復(fù)所述掃描，從而以與使用恒定θ值的掃描方法的采集速率相比提高的采集速率來采集至少一個圖像。2、如權(quán)利要求i所述的方法，其中，所述函數(shù)是分段函數(shù)。3、如權(quán)利要求i所述的方法，其中，所述函數(shù)是不連續(xù)函數(shù)。4、如權(quán)利要求i所述的方法，其中，所述函數(shù)產(chǎn)生e值，從而使得當(dāng)從小-e平面觀察時，掃描模式是圓錐截面。5、如權(quán)利要求4所述的方法，其中，所述圓錐截面是橢圓形。6、如權(quán)利要求i所述的方法，其中，所述函數(shù)產(chǎn)生e值，從而使得當(dāng)從4>-e平面觀察時，掃描模式是多邊形。7、一種用于掃描對象中的感興趣體積的醫(yī)學(xué)成像設(shè)備，所述設(shè)備被設(shè)計(jì)為掃描r-e扇形切片，其中，r表示所述扇形的半徑，e是小的函數(shù)并且表示所述扇形的角度，而巾表示所述r-e切片的仰角位置；并且所述設(shè)備還被進(jìn)一步設(shè)計(jì)為在多個4)和e值上改變cj)和e，并以改變得到的多個cj)和e值重復(fù)所述掃描，其中，所述設(shè)備以與使用恒定e值的掃描方法的采集速率相比提高的采集速率來采集至少一個圖像。8、如權(quán)利要求7所述的設(shè)備，其中，從所述多個函數(shù)中選擇至少一個函數(shù)以生成用于掃描所述感興趣體積的期望模式。9、如權(quán)利要求7所述的設(shè)備，其中，由用戶選擇要掃描的所述感興趣體積。10、如權(quán)利要求9所述的設(shè)備，其中，所述用戶選擇得到針對期望的感興趣體積的最高圖像采集速率的函數(shù)。11、如權(quán)利要求7所述的設(shè)備，其中，所述設(shè)備探測正被掃描的感興趣體積并選擇得到針對期望的感興趣體積的高圖像采集速率的函數(shù)。12、如權(quán)利要求7所述的設(shè)備，其中，所述設(shè)備探測被掃描體積的邊界并產(chǎn)生包括所述體積的所述邊界的掃描模式。13、如權(quán)利要求7所述的醫(yī)學(xué)成像設(shè)備，其中，所述設(shè)備是超聲成像設(shè)備。14、如權(quán)利要求13所述的醫(yī)學(xué)成像設(shè)備，其中，所述設(shè)備是三維超聲掃描器。15、如權(quán)利要求13所述的醫(yī)學(xué)成像設(shè)備，其中，所述設(shè)備是三維心臟超聲掃描器。全文摘要提供了用于醫(yī)學(xué)成像中高速圖像采集速率的方法和裝置。一實(shí)施例包括掃描R-θ扇形切片，其中R表示扇形的半徑，θ表示扇形的角度；改變φ和θ中每一個的值，從而使得φ表示R-θ切片的仰角位置，且θ是φ的函數(shù)；以及，重復(fù)該掃描，從而通過這一方法以與使用恒定θ值的掃描方法的采集速率相比提高的采集速率來采集至少一個圖像。文檔編號G01S15/89GK101529273SQ200780038761公開日2009年9月9日申請日期2007年10月18日優(yōu)先權(quán)日2006年10月20日發(fā)明者D·普拉特申請人:皇家飛利浦電子股份有限公司