進(jìn)行包絡(luò)檢測，并由B模式處理器24將信號對數(shù)地 壓縮到合適的動態(tài)范圍。以3D圖像數(shù)據(jù)集32的形式對來自體積區(qū)域的回波信號進(jìn)行緩 沖?？梢砸匀舾煞N方式處理3D圖像數(shù)據(jù)以進(jìn)行顯示。一種方式是產(chǎn)生體積的一個或多個 2D平面。這在美國專利6443896 (Detmer)中進(jìn)行了描述。通過對空間離散的圖像平面中的 3D圖像數(shù)據(jù)集的數(shù)據(jù)進(jìn)行尋址（被稱作多平面重新格式化）來形成這樣的平面圖像。也 可以由體積繪制器36繪制三維圖像數(shù)據(jù)，以形成透視或運(yùn)動視差3D顯示。第三種方式是 產(chǎn)生"iSlice"圖像，其是由iSlice掃描轉(zhuǎn)換器34根據(jù)3D體積的重復(fù)掃描平面的圖像數(shù) 據(jù)形成的。通過僅掃描體積中的一個或若干個圖像平面，能夠快速完成掃描，足以產(chǎn)生一個 或多個實(shí)況2D iSlice圖像。在已知為雙平面成像的成像中執(zhí)行對iSlice成像的有效使 用，在所述雙平面成像中，兩幅或更多幅iSlice圖像被同時(shí)顯示并且能夠相對于彼此空間 地被操控，如在美國專利6709394(Frisa等人）中所描述的。一種優(yōu)選的雙平面模式是旋 轉(zhuǎn)模式，其中，一幅iSlice圖像具有關(guān)于探頭10的固定取向，并且第二幅iSlice圖像在共 同中心掃描線處與第一幅iSlice圖像交叉，并且能夠圍繞該掃描線旋轉(zhuǎn)。第一幅圖像為用 戶提供空間參照，并且第二幅圖像能夠被旋轉(zhuǎn)到體積中的視圖交叉平面。雙平面成像在對 如下面所描述的本發(fā)明的實(shí)踐中是有用的。得到的2D或3D圖像被耦合到顯示處理器38， 所述2D或3D圖像可以是如在美國專利5720291 (Schwartz)中所描述的B模式的、多普勒 的或兩者的，從所述顯示處理器38所述2D或3D圖像被顯示在圖像顯示器40上。根據(jù)本 發(fā)明，體積流量計(jì)算器60被耦合為從3D圖像數(shù)據(jù)集32接收選定的多普勒流量數(shù)據(jù)。體積 流量計(jì)算器以ml/秒為單位計(jì)算血液的體積流量，優(yōu)選地通過對與血管交叉的表面的流量 數(shù)據(jù)進(jìn)行積分，如在美國專利6780155(Li等人）或美國專利6663568(Gil)中描述的。體 積流量計(jì)算被耦合到顯示處理器38以在顯示器40上進(jìn)行顯示。通過用戶接口或控制面板 20來提供對波束形成器控制器22的用戶控制和超聲系統(tǒng)的其他功能。
[0017] 圖2示出了對身體的區(qū)域（例如肝臟）的iSlice圖像平面84進(jìn)行成像的超聲探 頭10。在這一范例中，探頭10通過線纜和應(yīng)變消除37連接到超聲系統(tǒng)。iSlice圖像顯示 要通過消融被處置的病理結(jié)構(gòu)，在這一情況下為肝臟中的病變70,例如HCC病變。病變70 被視為從周圍的脈管72的網(wǎng)絡(luò)被供給血液。圖3是病變70及其脈管的放大視圖，在這一 視圖中揭示了附近大血管80的存在。在這一范例中，血管80被視為針對脈管72的血管中 的一些的血液供應(yīng)的源，但是在給定患者中并不總是這樣；大血管80可以簡單地穿過病變 70附近的組織。血管80被視為在距病變距離"d"的點(diǎn)處具有其到病變70的最接近鄰近 度。
[0018] 圖4a和圖4b圖示了本發(fā)明的一個實(shí)施方式，其中，朝向病變70和來自病變70的 血液流量的熱傳遞效應(yīng)被確定。在為病變提供營養(yǎng)的脈管包括許多輪廓分明的主血管（如 圖3中由血管72圖示的）情況下，能夠識別并計(jì)算這些血管的體積流量。圖4a圖示了病 變及其脈管的超聲圖像，用戶已在其周圍放置了封閉形狀74。在這一范例中，形狀74是橢 圓形，其被視為與供血血管72的主血管交叉。用戶能夠使用控制面板20來從ROI (感興趣 區(qū)域）選擇器50選擇期望的尺寸和形狀的形狀。通過控制面板在屏幕上操控形狀，直到所 述形狀被恰當(dāng)?shù)胤胖脼榕c主血管交叉為止，如圖4a中所示。在這一范例中的形狀74在二 維中是橢圓形并且在三維中是橢球形。雙平面成像模式非常適于操控病變70周圍的形狀 70,因?yàn)橛脩裟軌蛟谌鐖D4a中示出的一個平面中查看形狀74的初始放置，然后當(dāng)其他雙平 面圖像關(guān)于第一幅圖像的中心旋轉(zhuǎn)而查看形狀，觀察到形狀完全包圍病變并與其供應(yīng)血管 交叉。盡管本范例示出橢圓形或橢球形形狀，但也能夠使用其他形狀，例如圓形、球形、正方 形或矩形框，或者正立方體或矩形立方體形狀。
[0019] 備選地，當(dāng)超聲圖像已經(jīng)與流程前規(guī)劃模態(tài)的參考框架對準(zhǔn)了（例如，通過多模 態(tài)圖像配準(zhǔn)）時(shí)，由系統(tǒng)將標(biāo)示ROI的形狀或圖形自動放置在超聲圖像中。在規(guī)劃消融流 程中的標(biāo)準(zhǔn)實(shí)踐是首先通過CT或MR成像對病理結(jié)構(gòu)進(jìn)行成像。然后分析在這一模態(tài)中 的圖像以通過血管分割算法識別病變及其饋送或鄰近血管。執(zhí)行這一分析的一種系統(tǒng)是 Extended Brilliance CT工作站，其可以從馬薩諸塞州安多弗的飛利浦醫(yī)療保健獲得。這 一工作站具有CT血管分割算法，所述算法在CT圖像上自動標(biāo)記要被量化的血管，所述CT 圖像然后成為針對流程的CT參考圖像幀。此后當(dāng)利用3D超聲掃描所述患者時(shí)，多模態(tài)圖 像配準(zhǔn)系統(tǒng)（例如，具有Percunav?圖像融合選項(xiàng)54的超聲系統(tǒng)）能夠?qū)T參考圖像與 來自超聲3D數(shù)據(jù)集的自動匹配超聲圖像進(jìn)行配準(zhǔn)。一旦對準(zhǔn)了，在CT圖像上標(biāo)記的血管 的描繪被轉(zhuǎn)化為超聲圖像，從而在超聲圖像中自動識別要通過超聲來量化的ROI和/或血 管。
[0020] 如圖4b中圖示的，封閉形狀74的表面與穿過其的血管交叉。由形狀74描繪血管 的橫截面表面76。如在美國專利5474073 (Schwartz等人）中解釋的，血管的多普勒流量在 與其周圍B模式組織圖像分開呈現(xiàn)時(shí)，分割血管中的血流。能夠通過對與周圍表面74交叉 的流量表面76的多普勒流量值進(jìn)行積分，來計(jì)算每個血管72的體積流量。通過多普勒信 號的相對極性對血流的方向進(jìn)行積分，來識別進(jìn)入病變70中的新鮮（未被消融的）血液的 流量以及離開病變的經(jīng)熱處理的血液的流量。通過對不同的流量體積進(jìn)行加和，能夠計(jì)算 去往及來自病變的總體積流量，并估計(jì)在熱傳遞上的凈效應(yīng)。然后，這一熱傳遞的效應(yīng)能夠 用于規(guī)劃消融處置。
[0021] 在一些情況下，可能期望額外地考慮大的鄰近血管80中的血液流量的熱傳遞效 應(yīng)。在其他情況下，大的鄰近血管可以被視為熱傳遞中的主要因素，并且在消融處置規(guī)劃中 僅計(jì)算并考慮大血管中的體積流量。如圖5a中圖示的，針對如圖3的血管80的大血管，用 于描繪血管的流量的表面形狀74能夠是單個平面。形狀74被定位為以正交或其他角度與 血管80的流82交叉，如在Li等人和Gill的專利中解釋的。如圖5b中圖示的，這一交叉 將有效地將血管80的多普勒流82投影到形狀74的平面上。在這一范例中，任選的模板94 已被放置在流區(qū)82和血管80的管腔的內(nèi)皮壁86周圍。在流區(qū)上對流表面82的多普勒數(shù) 據(jù)值的血流速度進(jìn)行積分，以（以ml/min為單位）計(jì)算通過血管80的體積流率。血管80 的體積流量被示出在顯示器40的屏幕上，其中，體積流量能夠被訪問并且與血管到處置位 點(diǎn)的鄰近度（圖3中的距離"d"）和中介組織的熱傳輸性質(zhì)結(jié)合使用，以規(guī)劃對病變70的 消融治療。
[0022] 典型的消融規(guī)劃過程可以如下進(jìn)行?？梢葬槍Ω闻Kr.f.消融流程進(jìn)行規(guī)劃，其 中，HCC病變先前已經(jīng)在對比CT掃描上被識別。臨床醫(yī)師首先能夠?qū)彶檫@一 CT研宄，以形 成初步處置規(guī)劃（例如，決定消融針尖端位置以及標(biāo)稱r.f.強(qiáng)度及持續(xù)時(shí)間）。臨床醫(yī)師 也可以運(yùn)行CT分割算法，諸如在CT圖像分析工作站上商業(yè)上可獲得的CT分割算法，所述 分割算法將肝臟內(nèi)的血管突出顯示。在識別了接近目標(biāo)病