專利名稱：通過協調聲學采樣分辨率、體積線密度和體積成像速率而改進的超聲體積成像的制作方法
技術領域：
本發明涉及超聲診斷成像，更加具體地說，涉及在超聲體積成像系統中控制聲采樣分辨率、期望的輸出線密度和體積成像速率的關系。
背景技術：
超聲診斷成像系統現在能夠掃描人體的體積區域以產生所述體積區域的三維圖像。因為比二維圖像的平面區域需要更多的射束，所以掃描體積區域所需的時間可能大得多，從而會使產生立體圖像的速度相對較低。維持可接受的圖像速度的一種方法是對于給定過程(例如心臟成像)預先確定恒定數量的發射束，這些發射束將被用于掃描標定體區域。隨著用戶調節象場的深度以包含比標定體大的深度，幀速率將降低，因為需要更多的時間來從較大的深度接收回聲。如果用戶調節標定體的橫向尺寸使得更寬的體積區域被掃描，則發射束被更寬地展開以掃描更寬的標定體，并且射束密度衰落。射束密度的這種衰落隨著射束密度降低可能會導致體積區域的采樣過疏。對于一些應用，圖像體的最小空間采樣過疏可能幾乎不會注意到。然而，對于其它應用來說，將會出現有害的圖像假象。平面或體積區域的空間采樣過疏將會在圖像中引發閃光效應，并且它看起來就像是通過格柵(grate)或屏幕正在觀看的圖像。在某些診斷應用中，例如搜索肝臟損傷，通常通過在圖像中辨別肝臟組織的微妙變化來診斷病理。超聲圖像的斑點圖案可能會在該診斷中起著關鍵作用，因為臨床醫生會在肝臟圖像的斑點圖案中查找微妙變化。這種微小差別可能會被空間采樣過疏的閃爍或閃光假象所掩蓋。因此期望的是，防止或者至少控制空間采樣假象以使得這種診斷將不會被阻止。
發明內容
根據本發明的原理，披露了一種超聲體積成像系統，其中通過控制聲學成像點擴展函數來控制空間采樣。在所示的實施例中，使體積區域的線密度與聲學成像點擴展函數協調，以對體積區域產生期望的空間采樣。通過這種控制，可將空間采樣假象維持在一個可接受的水平，因為體積區域的尺寸和形狀被改變了。根據本發明的另一個實施例，可通過在可接受等級的聲學輸出范圍內控制所述點擴展函數來提供更大深度的掃描。
在附圖中圖1說明在一維中的理想射束強度；圖2說明提供適當空間采樣的兩個射束的理想射束強度；圖3說明提供不能滿足奈奎斯特標準的空間采樣的兩個分隔更開的射束的理想射束強度；圖4說明提供滿足奈奎斯特標準的空間采樣的兩個分隔更開的射束的理想射束強度；圖5說明一超聲射束的典型波瓣圖案；圖6說明提供滿足奈奎斯特標準的空間采樣的兩個超聲射束的典型波瓣圖案；圖7說明提供滿足奈奎斯特標準的空間采樣的兩個分隔更開的超聲射束的典型波瓣圖案；圖8說明提供在一個受控程度上不滿足奈奎斯特標準的空間采樣的兩個超聲射束的典型波瓣圖案；圖9說明典型的空間采樣頻譜；圖10說明將要根據本發明的原理進行有效掃描的金字塔形體積區域的方位角和仰角維度；圖11說明根據本發明的原理而構造的立體超聲診斷成像系統；圖12a-12j說明各種射束聚焦狀態下的點擴展函數隨孔徑和切趾函數的不同組合的變化；圖13a和13b說明具有根據本發明的原理來控制的點擴展函數在二維中相對較窄的超聲孔徑的典型波瓣圖案；圖13c和13d說明具有根據本發明的原理來控制的點擴展函數在二維中相對較寬的超聲孔徑的典型波瓣圖案。
具體實施例方式
首先參照圖1，其示出了一個理想的超聲射束強度截面50。強度截面50是理想化的，因為其被顯示為方形函數，其具有處于恒定最大強度的強度(幅度)并且在所述射束的任一側都降為零強度。所述射束圖的橫坐標示出，在本示例中，射束在成像場的聚焦區域中的方位角方向上擴展半毫米的距離(橫向距離)(在本實施例中為從25.5mm到26.0mm)。
為了對成像場進行充分空間采樣，必須要發射多個間隔開的射束以便滿足奈奎斯特(Nyquist)標準。圖2說明除了圖1的射束之外被發射的用于對成像場進行充分空間采樣的第二射束。第二射束具有由虛線表示的超聲射束強度截面52。在本示例中看到，第二射束強度截面從25.75mm延伸到26.25mm。因為第二束剖面圖與第一射束的束剖面圖重疊50％，所以成像場被空間采樣以便在此點上滿足奈奎斯特標準，這就要求以空間信息的兩倍頻率進行采樣。這種跨過成像場的整個角距離的連續射束將會對整個成像場進行充分采樣。
圖3示出兩個射束的射束強度截面50和54，其中這些射束被分隔得更開。所述射束強度截面具有與先前示例相同的維度，每個射束強度截面在方位角上延伸0.5mm。然而，在本示例中，射束的中心到中心的間距是1mm距離，而非先前示例的0.25mm間距。分隔較開的兩個射束將不會滿足用于空間采樣的奈奎斯特標準，并且這種射束采樣圖案可能會導致空間采樣過疏的閃爍或閃光假象特性。
根據本發明的原理，當掃描束被分隔更開時，射束的空間點擴展函數被調節以解決射束的較大中心到中心間距(降低的輸出線密度)。如此處所使用的，所述點擴展函數指的是脈沖回波序列的雙向空間響應，即用于空間采樣的發射束及其所接收射束的射束圖案。點擴展函數由所使用的傳感器孔徑的尺寸和在所述孔徑處所使用的切址(apodization)(加權或強度)函數來確定。此處用于說明點擴展函數的附圖一般地示出孔徑和在射束焦點處的點擴展函數之間的單向(發射)關系。可在用于定義點擴展函數的孔徑控制上面對射束聚焦進行分層，這通常是通過機械透鏡或電子延遲完成的。圖4示出用于具有1mm的中心到中心間距的兩個射束的兩個射束強度截面56和58，所述中心到中心間距與圖3的射束相同，但具有產生更寬的射束強度截面(在本示例中為2mm)的孔徑函數。能夠看出兩個射束強度截面56和58如圖2中那樣重疊50％，從而滿足用于通過間隔更寬的射束對成像區域進行空間采樣的奈奎斯特標準。
由振列傳感器發射的在焦平面處的超聲射束的射束強度截面不象在前面的附圖中那樣是方形的，而在形狀上更加正弦，并且由于孔徑的有限尺寸，所述射束強度截面通常將具有由旁瓣包圍的主瓣，如由圖5的射束強度截面60所示的。雖然先前附圖的射束強度截面范圍通過在方形剖面圖的側部瞬間降至零被清楚地描繪，但從其中心峰值逐漸衰減(roll off)的例如剖面圖60的實際束剖面圖具有由系統設計者的標準確定的空間范圍。用于射束強度截面的有效范圍的一個通常強度等級是這樣的點在該點處強度從強度峰值已經衰減了3dB，如通過在圖5中的主瓣的任一側上的點62和64所示。通過本示例中使用的3dB點，可以注意到用于空間采樣的有效射束維度延伸過從D1到D2的距離。對于適當的奈奎斯特空間采樣，相鄰的、類似維度的射束66的3dB點將落在射束60的3dB點62和64之間，如圖6所示。然而，如果將射束分隔得更開，也就是，正被掃描的區域的寬度增加或射束密度降低，則改變射束的點擴展函數使得射束70和76的3dB點72、78、74充分延展以滿足用于空間采樣的奈奎斯特標準，如圖7所示。
提供更寬主瓣發射束的點擴展函數將聲穿透束剖面圖中心周圍更寬的區域。這能夠響應于每個發射束而接收更大數量的接收多線。隨著發射束被擴寬，每個多線剖面圖和發射束剖面圖的乘積為每個發射接受組合提供一個改進的點擴展函數。該情況中，點擴展函數受每個接收多線的較窄束剖面圖支配。參見美國專利6,494,838，其披露了通過多線接收和掃描線內插來增加體積線密度的系統。
與完全滿足用于空間采樣的奈奎斯特標準相反，對于某些應用也可以決定維持空間采樣射束彌散，該空間采樣射束彌散不滿足奈奎斯特標準但仍會產生滿足給定過程的圖像。例如，產科醫生可能正在對胎兒成像以測量胎兒的骨骼，以此來計算妊娠期。在這種檢查中，組織結構可能是不重要的，但較高的幀速率可以呈現正在可以被滿意測量的子宮中移動的胎兒的圖像。如果解剖部件的組織處于正確的位置，產科醫生通常將是滿意的，在該情況中較低的空間頻率將足以。圖8說明兩個相鄰的束剖面圖80、82，該兩個束剖面圖在它們的3dB點84(距離軸上的位置D2)處重疊。雖然從這種射束擴展可能會產生一些空間采樣假象，但它們可能不會處于充分阻止對胎兒骨骼進行測量的等級。如果增大正被成像的體積，則可調節發射束的孔徑以擴寬束剖面圖并因此擴寬正被探尋的空間信息的范圍。圖9說明空間采樣頻率和由以圖解方式進行的空間采樣過疏產生的假象之間的關系。可以空間采樣頻率fs對正被成像的區域或體積進行采樣，所述空間采樣頻率fs是空間截止頻率fc的兩倍。正被采樣的解剖信息具有空間頻率86的頻帶，所述空間頻率86會衰減至較高的頻率fh。因此，高于fc的空間頻率將混疊回至較低的頻率fc-fh，如虛線88所示。在特定的應用中，這種混疊是可接受的；換句話說，如果例如斑點圖案的構造對于診斷是有用的，則這種混疊是不可接受的并且應該在較高的空間頻率下進行空間采樣fs。
在有效的數據采集設計中，采樣帶寬或空間分辨率被與可獲得的換能器分辨率(其特征可在于孔徑大小和聲學波長)和期望的輸出帶寬或體積成像速率相匹配。換能器幾何尺寸、輸出線密度和體積成像速率的不同組合會導致有效的設計使用可變化的采集分辨率。在具有可編程射束形成器的超聲系統中，可調節空間點擴展函數以使空間分辨率最佳匹配于期望的輸出線密度，期望的輸出線密度將確定二維或三維圖像的幀速率。在要求最大體積成像速率的3D掃描應用中，可通過調節發射孔徑或接收孔徑或二者的切址來改變點擴展函數以使采樣分辨率匹配于線密度。如何進行這種調節的簡單示例參見圖10所示。假設臨床醫生想要對胎兒心臟進行3D成像。進一步假設3D換能器探測器具有能夠掃描金字塔形體積90的陣列換能器，如圖10所示。陣列換能器處于體積90的頂點92處或正好在其上面。還假設臨床醫生發現在方位角方向上測量30°和在仰角方向上測量30°并擴展至7cm的深度的體積中可捕捉到整個胎兒心臟，如圖所示。在本例中，假設聲音到達7cm深度并返回所需的往返時間是100微秒。這意味著用于一個掃描線的采集時間是100微秒。進一步假設臨床醫生期望30個體積每秒的幀速率。從30vol/sec(體積/每秒)的期望幀速率和100微秒/線的線時間，可以看出在所分配的時間中能夠使用333線來掃描體積90以滿足體積幀速率要求。這些線將被分布在整個體積90上。雖然在方位角和仰角方向上可使用不同的線密度，但在本例中將假設在兩個方向上將使用一致的線密度。可對分配的線數量進行分布使得在方位角方向上具有十八條線而在仰角方向上具有十八條線，如由沿體積90的底部的小描繪線所示。30°乘30°的測量體積扇區，這意味著各線近似處于1.6°的中心到中心間距上。為了滿足有50％重疊的奈奎斯特標準，應在仰角和方位角方向上使用1.6°的點擴展函數來滿足奈奎斯特標準。在對角方向上，將會對體積略微在空間上進行過疏采樣，如果期望，這可通過略微擴寬束剖面圖或增大線密度來克服。用二維陣列換能器對三維中的點擴展函數進行定形的能力還能夠形成點擴展函數的有利形狀。例如，可對點擴展函數進行定形以對體積中集結的更加有效的射束產生六角形近似。例如參見美國專利6,384,516、6,497,663和申請序列號09/908,294，這些文獻披露了六角形陣列換能器和射束掃描的制造和應用。
因此看出為體積區域設計掃描標準的方法是通過確定期望輸出體積尺寸(在上面的例子中為30°乘30°乘7cm的體積尺寸)和期望體積采集速率(在本示例中為30體積/秒)開始的。計算能夠通過期望的體積尺寸和體積采集速率(在本例中為333線/體積)支持的線密度。線密度在所有方向上可以是不對稱的或對稱的。然后計算在方位角和方位角(在本例中為1.6°)上對線密度進行采樣所需的點擴展函數。然后為發射束并且優選的為發射束和接收束選擇在方位角和仰角中提供計算的點擴展函數的切址函數。在圖11中示出了用于執行該根據本發明原理的方法的超聲系統。能夠進行三維成像的超聲探測器10包括二維陣列換能器12，其在三維體積上發射射束并響應于每個發射束而接收單個或多個接收束。在美國專利申請序列號09/663,357和美國專利6,468,216中披露有適當的二維陣列。通過射束發射器16來控制所述陣列的發射束特性，射束發射器16促使所述陣列的切趾孔徑元件在通過所述主體的體積區域的期望方向上發射期望寬度的會聚射束。借助發射/接收開關14從射束發射器16向所述陣列的元件傳送發射脈沖。由所述陣列元件響應發射束接收的回聲信號被耦接到射束形成器18，在那里由所述陣列換能器的元件接收的回聲信號被處理以響應發射束形成單個或多個接收射束。在美國專利申請序列號09/746,165中披露有用于此目的的適當射束形成器。與在系統射束形成器18中容納所有射束形成器電路相反，如美國專利6,468,216中所述，可將射束形成器電路布置在探測器10和所述系統之間。
由射束形成器18形成的接收束被耦接到執行類似過濾和正交解調的函數的信號處理器。所述經處理的接收束被耦接到多普勒處理器30和/或B模式處理器24。多普勒處理器30將回聲信息處理成多普勒功率或速度信息。三維多普勒信息被存儲在3D數據存儲器32中，由此可以各種格式顯示三維多普勒信息，例如在美國專利Re.36564中所披露的3D功率多普勒顯示器。對于B模式成像，通過B模式處理器34對接收束進行包絡檢測并將信號以對數的方式壓縮成適當的動態范圍，然后將其存儲在3D數據存儲器32中。3D數據存儲器可包括任何存儲裝置或具有三個地址參數的存儲裝置組。可以若干種方式對存儲在3D數據存儲器32中的三維圖像數據進行處理以進行顯示。一種方法是產生體積的多個2D平面。這在美國專利6,443,896中有所披露。通過多平面重新格式器34來產生體積區域的這種平面圖像。也可通過體積再現裝置36來再現三維圖像數據以形成3D顯示。如美國專利5,720,291中所述的可以是B模式、多普勒或二者的最終圖像被耦接到圖像處理器38，由此在圖像顯示器40上對它們進行顯示。
根據本發明的原理，圖11的超聲系統包括射束形成控制器22，其控制射束發射器16和接收射束形成器18。射束形成控制器22可對用戶接口20進行響應，由此臨床醫生可為射束形成控制器設置成像參數。例如，臨床醫生可輸入立體掃描區域的方位角和仰角寬度、掃描區域的深度和所需的幀速率的值。超聲系統(例如可從PhilipsUltrasound Inc.得到的那些超聲系統)能夠響應于臨床醫生對檢查類型、稱為“特定組織成像”的特征的選擇來自動選擇初始參數設置。從這些參數，射束形成控制器可如上所述的計算能夠用于掃描體積區域的線數量和線密度，和那個線密度所需的點擴展函數。因為聚焦平面點擴展函數是孔徑函數的傅立葉變換，所以射束形成控制器22可執行所述點擴展函數的反向傅立葉變換以計算需要的陣列孔徑。可選擇的，可預先計算所期望的點擴展函數的參數并將其存儲在所述系統上以便與編程的聚焦參數一起執行。也可足以通過選擇適當的孔徑來“自由(on the fly)”確定點擴展函數，因為點擴展函數與孔徑函數近似成反比。因為到達或來自所述孔經的換能器元件的信號被屏蔽(不同加權或切趾)，所以點擴展函數將擴寬以適應更大的線間隔(較小的線密度)。用另一種方式來闡明，射束寬度與孔徑寬度成反比。通過改變換能器元件的數量和其用于發射和/或接收的有效孔徑的位置，和到達或來自那些元件的信號的加權(其也會影響旁瓣特性)，可使聲頻射束的主瓣的寬度適用于期望的點擴展函數。參見由Eugene Hecht(Addison-Wesley Pub.Co.)發表的“Optics Second Edition”(第11章)和由J.W.Goodman(McGraw-Hill Book Co.)發表的Introduction To Fourier Optics(第4章)，其中這些原理是在光學領域說明的。
圖12a-12j說明對于根據本發明原理的體積成像點擴展函數根據隨不同孔徑和切趾組合的變化。在這些圖的每一幅中，坐標格網處的數字是指仰角和方位角方向上的尺寸量度。對于在仰角和方位角中均勻形成大小和間隔開的換能器元件陣列，這些圖的坐標格網將對應于64個元件乘以64個元件換能器陣列的元件。網格(元件)上的每個點上面的射束圖案的高度與在那個特定點(陣列元件)處的相對切趾函數相應。因此，在每個射束圖案下面的網格區域的形狀表示有效孔徑的元件，而在那些元件上面的射束圖案的形狀示出在焦點處產生點擴展函數的切趾函數。在圖12a中，有效孔徑包括由在方位角中的十六個元件和在仰角中的十六個元件組成的對稱中心區域。漢寧(Hanning)窗被用于在仰角和方位角方向上進行切趾，如圖由形狀100所示。該孔徑函數將產生如圖12b所示的在聚焦狀態下的點擴展函數或射束圖案102，其在中心處具有最大強度(最大加權)，并且從中心在仰角和方位角方向上平滑且均勻的下降。漢寧窗切趾會導致相對低的旁瓣電平。
圖12c說明由方位角中的十六個元件和在仰角中的三十二個元件組成的不對稱1∶2孔徑產生的孔徑函數110。漢寧窗用于在從換能器的中心中的共同中心點的每個維度中對孔徑進行平滑切趾。該孔徑函數產生如圖12d所示的點擴展函數或射束圖案112。可以看出在仰角維度中較寬的孔徑函數會在焦點處產生在仰角維度中較窄的點擴展函數112。當在彼此相對的一個維度中期望更大的空間分辨率或不同數量的多線時，可使用如圖12d所示的點擴展函數。
圖12e說明圖12c的孔徑函數的反向形式。在該情況中，孔徑函數120在方位角維度中具有較大的寬度，從而會產生在方位角維度中較窄的射束圖案或點擴展函數122，如圖12f所示。當在方位角維度中期望較大的橫向分辨率或在仰角維度中期望較高的多線量級時，可使用該點擴展函數。
圖12g說明具有未變化(矩形)切趾的1∶2孔徑的孔徑函數130。缺少平滑的切趾函數在焦點處會產生射束圖案或點擴展函數，其在仰角和方位角維度中呈現主瓣132和旁瓣134。如果在由圖12i中的孔徑函數140所示的仰角維度中對于切趾函數使用了平滑變化的漢寧窗，則最終得到的點擴展函數142在方位角維度中將具有有效的旁瓣144，但在仰角維度中不具有，如圖12j所示。
圖13a-13d說明通過射束形成控制器設置孔徑和切趾函數如何改變孔徑函數以產生提供期望空間采樣頻率的較寬或較窄的點擴展函數。圖13a示出不對稱三維孔徑函數150和在仰角和方位角中進行的漢寧窗切趾，所述函數150具有由八個元件乘十六個元件的有效孔徑。該孔徑函數產生如圖13b所示的處于聚焦狀態下的點擴展函數152。點擴展函數152在仰角維度中相對較窄，而在方位角維度中相對較寬，并且具有相對低的旁瓣電平。如果用該性質的射束掃描的體積將以更高的幀速率進行掃描，則可使用如圖13c所示的孔徑函數。如圖13c所示，新的孔徑函數只會占據五個元件乘八個元件的孔徑，并用漢寧窗進行切趾。該孔徑函數將產生如圖13d所示的處于聚焦狀態的寬許多的點擴展函數162。能夠看出，與圖13b的射束圖案的射束相比，將需要圖13d的射束圖案的較少射束來掃描給定尺寸的體積，因此能夠使將要掃描的體積處于較高的體積顯示速率。
如果需要，隨著點擴展函數改變，本發明的一個實施例可有利的提供增加的掃描深度。在大多數國家中通過最大可允許等級的峰值聲頻壓力和平均或長期熱能來調整醫學超聲換能器的聲頻輸出。在美國，通過限制聲頻傳輸的機械瞄準標線和ISPTA來控制這些參數。圖13b說明相對較窄的點擴展函數的束剖面圖，其中大部分發射束的能量被集中在相對較窄的中心波瓣152上，所述中心波瓣152通過所述陣列的相對較窄的中心區域延伸并因此相對集中在主體中。為了避免超過峰值聲頻壓力限制，必須要將中心波瓣152的相對緊密包含的區域中的能量限制為相對低的等級并且所述束剖面圖窄的橫向范圍限制由射束提供的全部能量。另一方面，圖13d說明一相對更寬的點擴展函數的束剖面圖，當臨床醫生要求更高的體積幀速率或更寬的體積區域時，可使用該相對更寬的點擴展函數。在這種情況中，為滿足奈奎斯特相關標準的降低射束密度使用更寬的點擴展函數。對于該射束，來自陣列換能器的能量被分布在主體的較大區域上，即較寬射束圖案162的區域。可通過較少的換能器傳送較多的能量，因為點擴展函數呈現該較寬的波瓣。因此，發射束包含更多的能量并且能穿透到主體的更大深度，因此可從更大的深度返回臨床可用的回聲信息而不會違背聲學輸出限制。因此，與點擴展函數的變化相呼應，通過改變總的聲頻輸出功率，點擴展函數的變化可有利的用于增加聲學穿透性和臨床有用的圖像深度。
因為點擴展函數被放松(放寬)，所以射束的有效聚焦范圍可在更寬的深度范圍上延伸。延伸的聚焦深度意味著可對增加的場深度進行成像并保持聚焦。增加的場深度可減少對多聚焦區的需要，從而增加了體積幀速率。對多聚焦區需要的降低在三維成像中是非常重要的，因為由多發射聚焦區引起的體積幀速率降低可能是嚴重的。
其它考慮因素也可影響切趾函數的設計。例如，以角度方式操縱的相控陣列將在陣列各側以不同的方式執行，其中急劇升降操控的射束會產生換能器接受角效應。當在整個體積中角采樣密度都要保持恒定時，切趾函數可隨射束角變化以補償換能器接受角效應，否則換能器接受角效應會在圖像區域的不同部分導致可變的點擴展函數。
其它變化對于本領域技術人員來說將是顯而易見的。例如，對點擴展函數進行定形的能力允許射束密度和射束寬度貫穿圖像場而變化。由于在體積的橫向末端使用了放松的點擴展函數和較低的射束密度，所以在體積的中心可利用較高的射束密度。從正被掃描的體積的中心到各邊可連續改變射束密度。
可按照需要使用本發明的實施例以通過不采集比能夠使用的更大分辨率來改進回聲信息的信息內容和信息移動效率。還能夠通過使用孔徑函數限制三維成像的空間(方位角和仰角)帶寬來提供更加優化的采樣函數。
權利要求
1.一種用于三維掃描的超聲診斷成像系統，包括具有多個換能器元件的陣列換能器；與陣列換能器耦接的射束形成器，其促使換能器使用多個發射束來掃描一個體積區域并響應于發射束來接收回聲信息，所述射束形成器控制由射束形成器發射和/或接收的射束的點擴展函數；與射束形成器耦接的圖像處理器，其響應于回聲信息來產生圖像信號；和與圖像處理器耦接的顯示器；其中當用第一線密度掃描所述體積區域時，由射束形成器產生的射束呈現出第一點擴展函數，而當用第二線密度掃描所述體積區域時，由射束形成器產生的射束會呈現出第二點擴展函數。
2.根據權利要求1所述的超聲診斷成像系統，其中所述點擴展函數在體積區域的脈沖-回聲空間采樣的聚焦區域處包括雙向空間響應。
3.根據權利要求1所述的超聲診斷成像系統，其中當用第一線密度掃描所述體積區域時，所述發射束會呈現出相對較窄的束剖面圖，而當用比所述第一線密度小的第二線密度掃描體積區域時，所述發射束會在焦點處呈現出相對較寬的束剖面圖。
4.根據權利要求3所述的超聲診斷成像系統，其中當用第一和第二線密度掃描所述體積區域時，相鄰射束在基本相同的強度等級處重疊。
5.根據權利要求4所述的超聲診斷成像系統，其中所述發射束滿足用于對體積區域進行基本相同程度的空間采樣的奈奎斯特標準。
6.根據權利要求1所述的超聲診斷成像系統，其中所述點擴展函數滿足用于對體積區域進行基本相同程度的空間采樣的奈奎斯特標準。
7.根據權利要求1所述的超聲診斷成像系統，其中所述射束點擴展函數不但呈現方位角維度而且還呈現出仰角維度；其中點擴展函數在方位角和仰角維度上是對稱的。
8.根據權利要求1所述的超聲診斷成像系統，其中所述射束點擴展函數不但呈現方位角維度而且還呈現出仰角維度；其中點擴展函數在方位角和仰角維度上是不對稱的。
9.一種用于三維掃描的超聲診斷成像系統，包括具有多個換能器元件的陣列換能器；與陣列換能器耦接的射束形成器，其促使換能器使用多個發射束來掃描一個體積區域并響應于發射束來接收回聲信息，所述射束形成器通過控制陣列換能器的孔徑函數來控制由射束形成器發射和/或接收的射束的點擴展函數；與射束形成器耦接的圖像處理器，其響應于回聲信息來產生圖像信號；和與圖像處理器耦接的顯示器；其中當用第一線密度掃描所述體積區域時，所述射束形成器利用第一孔徑函數，而當用第二線密度掃描所述體積區域時，所述射束形成器利用第二孔徑函數。
10.根據權利要求9所述的超聲診斷成像系統，其中所述孔徑函數包括在陣列換能器的有效孔徑中使用的元件和所述有效孔徑的元件的切趾函數的組合。
11.根據權利要求10所述的超聲診斷成像系統，其中當用第一和第二線密度掃描所述體積區域時，控制所述切趾函數以使點擴展函數與線間隔相匹配。
12.根據權利要求11所述的超聲診斷成像系統，其中第一線密度比第二線密度大；并且其中當用第二線密度掃描所述體積區域時，控制所述切趾函數以掃描增加的場深度。
13.根據權利要求10所述的超聲診斷成像系統，其中所述切趾函數包括在發射或接收事件期間有效孔徑的各個元件的信號的相對加權。
14.根據權利要求9所述的超聲診斷成像系統，其中所述第一和第二孔徑函數滿足用于對體積區域進行基本相同程度的空間采樣的奈奎斯特標準。
15.根據權利要求14所述的超聲診斷成像系統，其中所述第一和第二孔徑函數都基本上確切地滿足用于對體積區域進行空間采樣的奈奎斯特標準。
16.根據權利要求10所述的超聲診斷成像系統，其中所述掃描射束呈現出基本恒定的角采樣密度；并且其中切趾函數作為射束角的函數而變化以補償換能器接受角效應。
17.在用于體掃描并包括用戶接口的超聲診斷成像系統中，一種用于確定對一個體積區域進行空間采樣的點擴展函數的方法，包括確定將要掃描的體積區域的期望尺寸；確定期望的體積采集速率；計算用于在期望的體積采集速率下掃描所述期望尺寸的體積區域的線密度；和計算將在所述線密度下對體積區域進行空間采樣的點擴展函數。
18.根據權利要求17所述的方法，其中所述計算點擴展函數還包括計算滿足用于對體積區域進行期望程度的空間采樣的奈奎斯特標準的點擴展函數。
19.根據權利要求17所述的方法，還包括確定提供所計算的點擴展函數的孔徑函數。
20.根據權利要求19所述的方法，其中確定孔徑函數包括確定用于提供所計算的點擴展函數的有效孔徑的切趾函數。
21.根據權利要求17所述的方法，其中確定期望的體積采集速率包括確定顯示器的體積幀速率。
22.根據權利要求17所述的方法，其中計算點擴展函數包括確定與期望的點擴展函數近似成反比的孔徑函數。
全文摘要
在掃描體積區域的超聲診斷成像系統中，采樣帶寬或空間分辨率與通過孔徑尺寸和波長及期望的輸出帶寬或體積成像速率確定的可用換能器分辨率匹配。在一個所示的實施例中，這是通過控制用于掃描體積區域的射束的空間點擴展函數以在聲頻采樣分辨率、期望的輸出線密度和體積成像速率之間提供更加理想的關系實現的。該最佳化的益處是可通過采集不比所能利用高的分辨率就能夠使信息內容和信息移動效率最大化，和使用限制空間帶寬的孔徑函數來提供更加理想的采樣函數。
文檔編號G01S15/89GK1863486SQ200480029337
公開日2006年11月15日 申請日期2004年9月21日 優先權日2003年10月8日
發明者G·施沃茨 申請人:皇家飛利浦電子股份有限公司