体积超声图像数据重新格式化为图像平面序列

摘要

一种超声探头采集身体的体积区域的3D图像数据集。所述3D图像数据被重新格式化为连续平行图像平面的序列，该序列沿穿过体积的三个正交方向之一延伸。优选根据DICOM标准格式化所述图像的序列（74、84、94），从而临床医师能够在图像工作站上将3D图像数据作为DICOM图像的序列进行复查。

说明书

技术领域

本发明涉及一种医学诊断超声系统，并且尤其涉及一种用于三维（3D） 成像的超声系统，所述超声系统能够将体积图像数据输出为平面图像的序 列。

背景技术

超声诊断成像常规上扫描身体解剖结构的二维截面图像。随着技术的 发展，超声目前能够以静态图像和实时地两种情况对三维体积进行扫描和 成像。被扫描体积的3D数据集可以被连续绘制成三维视图，速度快到足以 让临床医师观察处于实时运动中的解剖结构的运动。但是放射科医师和心 脏病科医师依然对观看解剖结构的标准2D平面图像更为熟悉并且许多人 依然对在3D中诊断解剖结构感到不舒服，组织错杂（tissue clutter）使这一 挑战更加困难，这些组织错杂常常围绕处于被成像体积中心的感兴趣区域 并使该区域模糊。因此，许多医师更喜欢观看3D体积的平面2D图像“切 片”。一旦获取了3D体积图像数据集，一种被称作多平面重新格式化 （reformat）的技术使得临床医师能够选择穿过体积的一个或多个切平面， 以作为2D图像进行观察。在典型的用户界面中，临床医师能够在体积图像 中定位三条正交线。每条线代表穿过该体积的三个正交图像平面之一的定 位，所述三个正交图像平面为x-y平面（方位对深度）、y-z平面（深度对高 度，通常被称作C平面）以及x-z平面（方位对高度）。当所述线被重新定 位时，由被切平面截取的数据集的体素形成相应切平面的2D图像。参见美 国专利6572547（Miller等人)，其说明了使用这样的切平面从三种不同的成 像视角对导管的尖端进行可视化。

三维成像的另一限制是，各个超声成像系统供应商以不同的方式格式 化3D图像的数据集，因为供应商试图处理和提供在三维成像中固有的大 （3D）数据集的存储。在将这些不同的专有方法相匹配的努力中，DICOM 标准委员会的工作组在2009年4月发布了对其标准的增补43，其特别针对 用于存储3D超声图像的DICOM标准。然而针对3D超声图像的这一标准 并未迅速实施，并且不同供应商将诸如PACS系统的成像系统转换成新的 3D标准的计划大部分仍然是未知的。因此，依然存在以标准化的格式提供 3D图像数据的需求，其易于进行传输以及在没有实施针对3D超声图像的 DICOM标准的其他医学图像平台上使用。

发明内容

根据本发明的原理，描述了一种超声系统，该系统将3D图像数据重新 格式化为处在各自切平面方向上的2D图像的一个或多个序列，所述序列能 够作为标准2D实时图像序列被传送到其他成像平台并进行回放和诊断。用 户界面提供了对切平面方向、平面的间距和/或序列中图像的数量的选择。 体积然后被重新格式化为处在所选择的（一个或多个）切平面方向上的平 面图像并且被存储为一个或多个图像序列，使得能够在大多数常规医学成 像平台上回放每个序列，优选作为2D DICOM图像序列进行回放。

附图说明

在附图中：

图1以框图形式图示了根据本发明的原理构建的超声系统。

图2图示了根据本发明的用于采集3D数据集并将所述数据重新格式化 为一个或多个平面图像序列的流程。

图3图示了根据本发明的在3D图像上方指示切平面的位置的线。

图4图示了根据本发明的来自体积图像数据集的三个平面图像序列的 格式化。

具体实施方式

参照图1，以框图形式示出了根据本发明的原理创建的超声系统。具有 阵列换能器12的超声探头10向患者的身体内发射超声波并作为响应接收 来自体积区域的回波。已知用于以超声方式对身体的体积区域进行扫描的 若干种技术。一种是在皮肤上方以垂直于探头的图像平面的方向移动包含 一维阵列换能器的超声探头。该探头于是在探头被移动的同时采集一系列 大体上平行的图像平面，并且所述图像平面的图像数据包括3D图像数据 集。在美国专利5474073（Schwartz等人）中描述了这种被称作徒手扫描的 手动技术。第二种技术是在探头的隔室内前后机械地震荡换能器阵列。探 头于是将采集与在徒手技术中相同的一系列大体上平行的图像平面的数 据，但在这种情况中，换能器阵列的机械震荡可以足够快以生成实时3D图 像。第三种方法是使用具有二维阵列换能器的探头，从该探头，能够通过 相控阵列波束操纵在三个维度上以电子方式扫描波束。美国专利5993390 （Savord等人）描述了一种用于该目标的具有二维阵列的3D探头。第三种 方法有利地使用没有运动部件的探头，并且能够足够快速地完成电子波束 操纵从而以实时成像的方式对甚至是心脏进行扫描。这些扫描技术中的每 一种都能够生成适于与本发明一起使用的3D图像数据集。

波束形成器14处理由阵列12的个体换能器元件接收的回波信号，以 形成与身体内的特定点相关的相干回波信号。所述回波信号由信号处理器 16进行处理。信号处理可以包括谐波回波信号成分的分离，例如用于谐波 成像和杂波移除。图像处理器18将经处理的信号布置成具有期望格式的图 像，诸如梯形扇区或立方体。3D图像数据根据其在体积区域内的x-y-z坐 标进行组织并被存储在图像存储器20中。3D图像数据由体积绘制器22绘 制为三维图像。可以以运动视差动态地显示一系列体积绘制图像，从而如 同在美国专利6117080（Schwartz）中描述的那样，用户可以从不同观察视 角旋转、重定向和重定位所述体积。图像由显示处理器24进行处理以供显 示，显示处理器24可以在3D图像上覆盖图示，并且所述图像在图像显示 器26上显示。

也可以通过“切片贯穿”体积并将特定的切片显示为2D图像来检查 3D体积图像。用户通过操作用户控制界面28上的控制来选择切片在体积 中的位置。用户控制将如上所述地在3D体积中选择特定的2D平面，并且 多平面重新格式化器30选择在所选择的平面中具有坐标的3D数据集的平 面数据。所选择的平面的2D图像显示于显示器26上，或者单独显示或者 连同3D图像一起显示。如之前所述的，用户控制界面能够向用户呈现三种 不同颜色的线和光标，其中的每种都能够选择各个相互正交取向的平面。 用户于是能够同时观察穿过3D体积的三组正交的平面，例如在美国专利 6572547（Miller等人）中描述的那样。

根据本发明的原理，将3D体积的图像数据布置在体积的连续、平行平 面的图像的序列中。所述图像的序列可以被存储为在超声DICOM多帧图像 中的帧的序列，其能够在大多数医学图像工作站和PACS系统上以存储于 超声DICOM多帧图像中的2D图像序列的方式存储和回放。临床医师从而 能够将3D体积的图像数据作为穿过所述体积的切平面的序列进行观察。临 床医师能够快速地回放图像序列，从而形成“游过”体积的效果。或者， 临床医师能够慢速地逐步浏览序列或者选出处于切过感兴趣区域的平面中 的特定图像以供诊断。3D体积图像因此能够作为2D图像进行复查，相比 3D体积图像，临床医生对2D图像感觉更舒服和更熟悉。

在图1的实施中，用户操作用户控制界面以选择要被创建的（一个或 多个）2D图像序列的平面的取向。标准的2D图像具有方位（x）维度和深 度（y）维度，并且临床医师可能例如想要得到定向在一系列x-y平面中的 切平面，每个切平面在体积中都具有不同的z（高度）坐标。这一选择被应 用于多平面重新格式化器30，其选择3D数据集的x-y图像平面序列。将 x-y切平面图像的这一序列耦合至图像定序器32，其将所述图像处理为一系 列2D图像。图像序列可以具有由特定超声系统使用的专用（自定义的） 格式，但优选依照针对二维医学图像的DICOM标准来处理所述2D图像。 通过DICOM标准格式化，所述图像序列能够在各种医学图像平台上被回放 和观察。2D图像序列在电影回放（Cineloop）存储器34中被存储为2D 图像的序列或“环”。图像序列能够经超声系统的图像数据端口被发送至 其他成像系统和平台。例如，本发明的图像序列能够通过医院的图像数据 网络被传送至医院的另一部门。

在本发明的优选实施中，用户能够指定和选择3D体积的2D图像序列 的额外参数。如图1所示，用户控制界面28使用相同的或其他的用户控制 来指定2D图像序列的其他特性，包括选择序列的图像的数量以及序列的切 平面的平面到平面的间距。用户控制还可以为用户提供选择3D体积中针对 所述切平面的特定子体积的功能。例如，用户可以仅选择体积中针对2D图 像序列的中心三分之一。再例如，整个3D体积要被重新格式化为在100个 图像平面的序列中的2D图像平面。多平面重新格式化器获得这一选择并沿 所选择的取向在所述体积上上等间隔地分配100个切平面。再例如，用户 选择2mm平面到平面的间距，并且多平面重新格式化器沿所选择的取向以 2mm的间隔穿过所述体积切出2D图像平面。

图2图示了根据本发明用于生成和输出3D体积的2D图像序列的过程。 在步骤40中，临床医师扫描身体的体积区域以采集3D数据集。在步骤42 中，临床医师观察绘制的3D图像并选择针对一个或多个图像序列的一个或 多个平面取向，所述体积被多平面重新格式化器切片为所述一个或多个图 像序列。临床医师可以选择两个序列，例如，一个具有x-y坐标的切平面而 另一个具有y-z坐标的切平面。在构建的实施例中，通过选择和观察特定 MPR图像平面来完成对序列的平面取向的选择。之后将在平行于所选择的 平面的平面中格式化序列的其他图像。在步骤44中，临床医生选择每个 序列的图像平面的数量。例如，临床医生可以为x-y平面序列选择50个平 面并且为y-z平面序列选择20个平面。在步骤46中，临床医生选择图像平 面间距。例如，临床医生可以为x-y平面选择1mm的间距并为y-z平面选 择2mm的间距。如果这一步骤的平面间间距对于步骤44中所选择的平面 的数量而言过大，系统将通知用户该冲突从而用户能够选择一个参数或其 他参数。如果所选择的平面间间距对于整个体积而言过小，系统会将所选 择的平面的数量以所选择的平面间间隔关于体积的中心进行分布，用户大 多数将此处定位为感兴趣区域。或者，用户可以指定体积的子区域，将图 像平面分布在该子区域之上。在构建的实施例中，不必执行步骤44和46； 超声系统自动从3D体积的一侧到另一侧生成图像数据的平面，并且以超声 系统允许的最小平面到平面的间距来生成图像平面。在步骤48中，多平面 重新格式化器和图像定序器生成指定的（一个或多个）图像序列。在步骤 50中，（一个或多个）图像序列作为超声DICOM多帧图像被输出至图像工 作站以供复查和诊断。

图3是在显示器26的屏幕上显示的图像，其图示了切平面线的网格， 该切平面线的网格向用户显示了将被重新格式化为2D图像的序列的平面。 显示器屏幕60的左侧是定向在x-y平面中的超声图像66。覆盖在这一图像 66上的是垂线的网格64，其指示沿y-z（高度）方向穿过体积的一系列切 线。该网格64向用户显示出，被这三十个切平面跨越的体积的部分将在y-z 维度上被重新格式化为三十幅2D图像的序列。显示器的右侧是在x-y维度 上穿过体积的第二图像68，该图像被水平线的网格62覆盖。该网格62向 用户显示出，体积的子区域将被重建为三十幅C平面图像的序列，所述体 积的子区域从接近图像的顶端向下延伸至整个图像深度的大约三分之二， 亦即，所述图像中的每幅都在x-z维度上并且处在体积的连续深度（沿y- 方向增加）上。网格62由图示条（graphical box）60表示，处于顶部的这 一图示条用小刻度线指示处在左侧图像66上y-z维度的切平面的位置。因 此，用户能够一眼观看两组相互垂直的网格线和切平面的相对位置。

也可以给予用户旋转或倾斜网格62、64的能力并从而创建相对于完全 水平和垂直切平面的公称（nominal）取向倾斜或旋转的切平面线。

图4图示了通过本发明的实施生成的三个图像序列74、84、94。处于 图4左侧的显示器屏幕70显示了在x-y维度上切过体积的超声图像72，以 及在穿过体积和3D数据集的连续x-y平面中的2D图像的图像序列74。图 4的中间是显示器屏幕80，其显示了在y-z平面中的图像84，并且该图像 下方是在穿过体积与3D数据集的连续y-z切平面中的图像的图像序列84。 图4的右侧的显示器屏幕90，其显示了C平面（x-z维度）92，并且其下 方是在切过体积和3D数据集的连续x-z平面的图像的序列94。三个图像序 列显示了切过体积和3D数据集的相互正交平面的图像，一个序列在z方向 上推进，第二序列在x方向上推进，而第三序列在y方向上推进。用户能 够将一个、两个或全部三个图像序列作为DICOM图像输出至工作站以供进 一步的分析和诊断。

由于每个切平面都穿过整个3D图像数据集，每个2D切平面图像因此 贯穿并包含为特定重新格式化图像采集的全部图像数据。在优选实施例中， 2D图像处于笛卡尔坐标系中，并且每个图像序列是在各个正交笛卡尔坐标 方向上连续的切平面。所述2D图像因此与通过常规手段由一维阵列换能器 采集的标准2D图像同样程度地适用于测量和量化。