"高フレームレート3次元表示のための3次元超音波診断画像化システムであって:ボリューム領域をサブサンプリングし、方位角方向と仰角方向の両方で分かれた受信スキャンラインを取得するように構成されたアレイトランスデューサを有する超音波プローブ;前記超音波プローブに結合し、前記スキャンラインに沿った画像データ値を作成するビームフォーマ;前記ビームフォーマに結合し、前記ボリューム領域全体をサブサンプリングする異なるスキャニング時間に空間的に異なるスキャンラインパターンで前記ボリューム領域をスキャンするように構成されたビームフォーマコントローラ;異なるスキャニング時間からの画像データ値に応じて、補間又はインターリーブされたデータ値で、受信スキャンライン間の空間的位置を満たすように構成された3次元画像プロセッサ;前記3次元プロセッサに結合され、補間されたデータ値、インターリーブされたデータ値、又は両者の3次元画像を表示するように構成されたディスプレイを有し、前記3次元画像プロセッサは前記ディスプレイに前記スキャニング時間のフレームレートで新しい3次元画像を表示させる、3次元超音波診断画像化システム。前記アレイトランスデューサは、さらに、電子的に操作される、トランスデューサ要素の2次元アレイを有する、請求項1に記載の3次元超音波診断画像化システム。前記ビームフォーマは、さらにマルチラインビームフォーマを含む、請求項1に記載の3次元超音波診断画像化システム。前記3次元画像プロセッサは、さらに、異なるスキャニング時間のデータ値を比較して、受信スキャンライン中の空間的位置を、補間された又はインターリーブされたデータ値で埋めるか決定するように構成されたコンパレータを有する、請求項1に記載の3次元超音波診断画像化システム。前記コンパレータは、さらに、1スキャニング時間中に取得された3次元データセットの補間データ値を、異なるスキャニング時間中に取得された3次元データセットの、空間的に対応する受信データ値と比較するように構成されている、請求項4に記載の3次元超音波診断画像化システム。前記コンパレータにより、比較された補間データ値と受信データ値が大幅に異なるとの決定により、前記3次元画像プロセッサは補間データ値の3次元画像データセットを作成し、前記コンパレータにより、比較された補間データ値と受信データ値が実質的に等しいとの決定により、前記3次元画像プロセッサは、異なる複数のスキャニング時間のデータ値をインターリーブした3次元画像データセットを作成する、請求項5に記載の3次元超音波診断画像化システム。前記コンパレータによる決定は画素ごとに行われる、請求項6に記載の3次元超音波診断画像化システム。前記3次元画像プロセッサは、前記コンパレータに応じて、データ値が等しくないとの前記比較の結果であれば、補間されたデータ値の3次元画像データセットを作成し、データ値が等しいとの前記比較の結果であれば、インターリーブされたデータ値の3次元画像データセットを作成する、請求項7に記載の3次元超音波診断画像化システム。前記空間的に異なるスキャンラインパターンは、さらに、一スキャニングパターンにおいて、ビームが第1のビーム方向のセットに沿って送信され、他のビーム方向では省略され、他のスキャニングパターンにおいて、ビームが異なる第2のビーム方向のセットに沿って送信され、他のビーム方向では省略されるスキャニングパターンを含む、請求項1に記載の3次元超音波診断画像化システム。前記3次元画像プロセッサは、さらに、異なるスキャニング時間に動きがあることを検出し、受信スキャンライン間の空間的位置を、補間データ値で埋めるか、インターリーブデータ値で埋めるか決定するように構成された動き検出器を有する、請求項1に記載の3次元超音波診断画像化システム。前記動き検出器は、さらに、1スキャニング時間中に取得された3次元データセットの補間データ値を、異なるスキャニング時間中に取得された3次元データセットの、空間的に対応する受信データ値と比較するように構成されている、請求項10に記載の3次元超音波診断画像化システム。前記動き検出器により動きがあると決定されると、前記3次元画像プロセッサに補間されたデータ値の3次元画像データセットを作成させ、前記動き検出器により動きが無いと決定されると、前記3次元画像プロセッサに異なる複数のスキャニング時間のインターリーブされたデータ値の3次元画像データセットを作成させる、請求項10に記載の3次元超音波診断画像化システム。前記動き検出器による決定は画素ごとに行われる、請求項12に記載の3次元超音波診断画像化システム。前記3次元画像プロセッサは、前記動き検出器に応じて、動きがあれば、補間されたデータ値の3次元画像データセットを作成し、動きが無ければ、インターリーブされたデータ値の3次元画像データセットを作成する、請求項13に記載の3次元超音波診断画像化システム。したがって、3次元かつリアルタイムで、大きな視野を超音波画像化できることが望ましい。さらに、動いている心臓のような人体の臓器をリアルタイム3次元超音波画像化し、スムースに、かつボケ、歪み、その他の画像アーティファクト無しに動きを表示できるだけ高いボリュームフレーム表示レートでそうできることが望ましい。本発明の原理により、診断超音波システムを説明する。該システムは、所望の表示ボリュームフレームレートに対して十分な時間で、ボリューム領域全体をサブサンプリングするのに十分な低間隔が開いたスキャンライン密度でボリューム領域をサブサンプリングすることにより、3次元画像のボリューム画像データを取得する。得られる画像データセットは、ボリューム領域を適切に空間的サンプリングしたものではないので、画像データを方位角及び仰角のディメンションにおいて補間し、取得されたスキャンライン間のスペースを補間画像データで埋める。好ましい実施形態では、ボリューム取得が異なれば、異なる複数のスキャンパターンを利用する。各ボリューム取得の画像データを補間して、取得画像データと補間画像データよりなる画像を提示してもよく、またはスキャンされなかったいい値の一部または前部を、他のボリューム取得からの取得データで埋めるインターリーブすることもできる。好ましくは、補間画像データ又はインターリーブ画像データを用いるかは、リアルタイムに、ローカルな画素ごとに決定される。最初に図1を参照する。3次元画像化機能を有する超音波プローブ10は、2次元アレイトランスデューサ12を含む。この2次元アレイトランスデューサ12は、ボリューム領域に電子的に操作されフォーカスされたビームを送信し、各送信ビームに応じて1つの又は複数の受信ビームを受信する。パッチ又はサブアレイと呼ばれる隣接するトランスデューサ要素のグループは、プローブ12中のマイクロビームフォーマμBFにより一体的に操作される。マイクロビームフォーマは、受信されたエコー信号の部分的ビームフォーミングを行い、それによりプローブとメインシステムとの間のケーブル中の導体の数を減らす。好適な2次元アレイは米国特許第6,419,633号明細書Robinsonetal及び米国特許第6,368,281号明細書Solomonetalに記載されている。マイクロビームフォーマは、米国特許第5,997,479号明細書発明者Savordetal及び米国特許第6,013,032号明細書発明者Savordに記載されている。このアレイの送信ビーム特性はビームトランスミッタ16により制御される。ビームトランスミッタ16は、アレイのアポダイズapodizedされた開口要素に、人体のボリューム領域を通して所望の方向に所望の幅の、フォーカスされたビームを放射させる。送信パルスは、送受信スイッチ14により、ビームトランスミッタ16から、アレイの要素に送られるcoupled。送信ビームに対してアレイ要素とマイクロビームフォーマにより受信されたエコー信号は、システムビームフォーマ18に送られる。システムビームフォーマ18において、マイクロビームフォーマからの部分的にビームフォーミングされたエコー信号は処理され、送信ビームに対する、完全にビームフォーミングされた1つの又は複数の受信ビームが構成される。この目的に対して望ましいビームフォーマは、発明者Savordの上記の032特許に記載されている。ビームフォーマ18により形成された受信ビームは、信号プロセッサに送られる。この信号プロセッサは、フィルタリングや直交変調などの機能を行う。処理された受信ビームのエコー信号は、ドップラープロセッサ30及び/又はBモードプロセッサ24に送られる。ドップラープロセッサ30は、エコー情報を処理してドップラーパワー又は速度情報を求める。Bモード画像化の場合、受信ビームエコーは、Bモードプロセッサ24により、エンベロープ検出され、その信号は好適なダイナミックレンジに対数圧縮される。以下に詳しく説明するように、ボリューム領域からのエコー信号は、3次元画像プロセッサにより処理されて、3次元画像データセットを構成する。3次元画像データは、表示のため、複数の方法で処理され得る。一方法は、ボリュームの2次元平面を作成することである。これは米国特許第6443896号明細書発明者Detmerに記載されている。このようなボリューム領域volumetricregionの平面画像は、マルチプレーナリフォーマッタ34により作成される。ボリュームレンダラー36により、3次元画像データをレンダリングして、パースペクティブな又は動的な視差3次元表示を構成してもよい。得られた画像は、米国特許第5,720,291号明細書発明者Wchwartzに記載されているように、Bモード、ドップラー、又は両方であるが、ディスプレイプロセッサ38に送られ、ディスプレイプロセッサ38から画像ディスプレイ40に表示される。ビームフォーマコントローラ22及び超音波システムのその他の機能のユーザ制御は、ユーザインタフェース又はコントローラパネル20により提供される。解像度が高く、サンプリングアーティファクトが無い3次元画像を得るために、画像化されるボリューム領域は、米国特許出願公開第2007/0123110号明細書発明者Schwartzで説明されているように、ナイキスト基準を満たすビーム密度で空間的にサンプリングされなければならない。本発明の実施形態は、この空間的サンプリング基準の閾値に近いボリューム、又はそれより低いボリュームを空間的にサンプリングする。このようなボリューム領域の低密度スキャニングから得られる3次元データは、ここでは3次元サブサンプリングボリュームデータと呼ぶ。3次元サブサンプリングボリュームデータは、Bモードデータでも、ドップラーデータでも、両者の組み合わせでもよい。かかる3次元サブサンプリングボリュームデータセットは、図2に示したように、Bモードプロセッサ24及び/又はドップラープロセッサ30から、メモリデバイス50に送られる。各サブサンプリングされたボリュームデータセットSSVDは、それ自体が画像化される全ボリュームのサンプリングであるから、サブサンプリングではあっても、それを処理して全ボリュームの3次元ビューを作成することができる。本発明の第1の態様によると、これは補間器により行われる。この補間器は、SSVDのサンプリングされた取得されたデータポイント間の表示値を追加的に補間する。いろいろなタイプの、線形、非線形、重み付け補間を用いて、この表示値を追加的に補間することができ、以下に例を挙げる。追加される表示値は、サブサンプリングされ補間されたボリュームデータセットSSVIを作成するため、取得されたSSVDの、取得されたデータポイント間の適切な空間的位置に挿入される。追加される表示値の補間は、SSVDを取得するのにかかる時間より短い時間で行えるので、SSVIはSSVDの取得フレームレートで表示できる。SSVIとSSVDは、利用方法は後で説明するが、データセットメモリ50に格納される。本発明のさらに別の一態様によると、超音波画像化システムは、補間された3次元データセットSSVIを表示するか、2つ以上の3次元データセットをインターリーブした組み合わせである3次元データセットを表示するか、決定する。超音波システムは、どちらのデータセットにより作られる画像の画質が高いか判断することにより、この決定をする。速く拍動する心臓のように画像化する領域が動く場合、又はデータセットを取得する時にプローブが動かされる場合、その動きは画質に影響する。サブサンプリングされた同じボリュームにおける空間的に異なる2つの画像データポイントの取得間の時間間隔は、サブサンプリングされた異なるボリュームにおいて取得された空間的に隣接する2つの画像ポイント間の時間間隔より短い。これは、サブサンプリングされた同じボリューム中のサンプル間の補間された表示値は、サブサンプリングされた異なるボリュームの空間的に隣接するサンプルより、動きによる影響が小さいことを意味する。補間に用いられるデータ値は時間的に近く取得されるからである。サブサンプリングされた異なるボリュームのサンプルは、例え連続したボリュームであっても、時間的により離れており、そのため動きによる歪みに弱い。図2のコンパレータ54はこの決定を行う。コンパレータ54は、時間的に前に取得したサブサンプリングボリュームデータセットSSVD-Iのデータポイントを、同じ空間的位置に対して新しく補間した表示値SSVIと比較する。前の3次元サブサンプリングボリュームと最も新しいものとの間の時間に動きがあれば、同じ空間的位置の値は異なる。その2つの取得の間の時間に動きが無ければ、同じ空間的位置の値はほぼ同じである。動きがある場合、コンパレータは最新の補間されたサブサンプリングボリュームSSVIの使用を選択する。動きが無ければ、前に取得したサブボリュームのデータ値は、最新の取得サブボリュームの適当な空間的位置にインターリーブされる。マージされたサブボリュームのうち値の無いunfilled空間的位置には、補間値が入れられるfilled。動きが無い場合、インターリーブされたサブボリュームは、解像度がより高い3次元画像となることが分かっている。コンパレータ54からの選択信号はプロセッサに送られる。プロセッサは、動きがある場合、補間されたサブボリュームSSVIを選択するか、前に取得したデータポイントSSVD-Iを新しく取得したデータポイントSSVDとインターリーブする。選択された3次元画像データセットは、その後の処理例えば、ボリュームレンダリング、表示処理などと表示のため、転送される。図3は本発明の一実施形態を示す。この例では、2次元アレイトランスデューサ12が、その前方のボリューム領域volumetricregion60をサブサンプリングするビームを送受信している。ビームはアレイにより電子的に操作され、本例では上部が切り取られたピラミッドの形状をした、ボリューム領域をスキャンする。円錐形などその他の形状を用いても良い。ビームがアレイトランスデューサの面に平行なC平面62を通るドットパターン64が示されている。ボリューム中のこの中間深度において、ビームは、方位角θと仰角φの両方において比較的近くにあるように見える。ビームは、ボリューム領域60の最大深度68まで行くと、ドットパターン66で示したように、方位角と仰角の両方においてさらに分散する。方位角と仰角におけるビーム間の空間的位置には、表示するための追加的値が補間又はインターリーブされる。一般的に、深さのディメンションにおいて、表示ポイント値を追加する必要はない。エコー信号の戻りのサンプリングは、十分大きく、ビームの深さ軸方向で高密度のサンプリングができるからである。図3から分かることであるが、図3に示したようにビームが深さにともなって拡散する場合、表示のために隙間を満たす値を加える必要性は、最大深度で最大になる。図4aは、本発明により、ボリューム領域60がサブサンプリングされる、異なる4つのビームパターンを示す。各ビームパターンは、図3の平面62などのエレベーション平面におけるビームの断面のビームパターンである。この例では、Xはビームが送受信される空間的位置を示し、Oはビームを送受信できるが、送受信していない空間的位置を示す。エレベーション平面が空間的に全部サンプリングされた場合、16箇所の空間的位置すべてがXとなる。しかし、図4aでは、サブサンプリングされる空間的位置は、ボリューム領域の3次元スキャンごとに変わる。パターンP1では、第1行と第3行では、第1空間的位置はサンプリングされ、その他の空間的位置はサンプリングされない。第2行と第4行では、第3の空間的位置がサンプリングされ、その他の一はサンプリングされない。他のサンプリングパターンP2-P4では、異なる空間的位置がサブサンプリングされる。P2において、連続した行の第4と第2の位置がサンプリングされている。P3において、連続した行の第3と第1の位置がサンプリングされている。また、パターンP4において、連続した行の第2と第4の位置がサンプリングされている。各々が自分のサブサンプリングボリュームSSVを生成するこれらの4つのパターンでボリューム領域をスキャンした後、すべての空間的位置が1度はサンプリングされたことが分かる。スキャニングパターンのシーケンスは、その後のボリューム領域のスキャンで繰り返される。4つのパターンによるサンプルがインターリーブまたはマージmergeされると、完全にサンプリングされたボリュームが生成されることも分かる。4つのボリュームスキャン期間にわたり取得したにもかかわらず、4つのパターンすべてによるサンプルをインターリーブにより、16のすべての空間的位置がサンプリングされた取得された値を有する1つのパターンが生成される。ボリューム中に動きがなければ、4つのパターンによるサンプルインターリーブにより、解像度が高く歪みの無いボリューム画像が得られる。シーケンスを繰り返すと、スキャンされる次のパターン、すなわちパターンP1の繰り返しにより、パターンP1での前のスキャンによるサンプルを置き換えるのに用いられるサンプルが得られる。このように、ボリュームデータの一部この例では1/4が、異なるパターンによる新しいスキャンで更新される。4つのパターンによる4回のスキャンが繰り返されると、インターリーブされたボリュームのすべてのサンプル値が更新される。しかし、4つのパターンでスキャンするのにかかる時間にボリューム領域に動きがある場合、4つのパターンをインターリーブすると、画像データセットの解像度が悪くなったり歪んだりする。この問題を回避するため、インターリーブするスキャンの数を減らして、サンプリングされていない空間的位置には補間値を入れる。最低限、1つのパターンによるデータセットのみを用いて、得られていないサンプルは補間する。図4bは、補間を行う一方法を示す。P1サブサンプリングパターンを図の左側に示し、取得されたサブサンプルはX1-X4として示した。得られていないOサンプルを補間する一方法は、O1=AVG{X1,X3}を計算して、X1とX3からO1を計算することである。補間されたO1値をX2の値で使い、O2=AVG{O1,X2}によりO2の値を計算する。同様に、X2とX4を用いて、O4の値をO4=AVG{X2,X4}により計算し、X3とO4を用いて、O3の値をO3=AVG{X3,O4}により計算する。得られていないマトリックス中のその他の値は、補間及び/又は外挿により同様に求められる。図の右側のP2パターン中の得られていない値は、同様に、補間により求められる。X1とX3を用いてO1の値を計算する;O1とX2を用いてO2の値を計算する;X2とX4を用いてO3の値を計算する;O3とX3を用いてO4の値を計算する。サブサンプリングされ補間されたボリューム又はサブサンプリングされインターリーブされたボリュームを用いるかどうか決定する時、同じ空間的位置における実際に取得した値と補間した値との比較をする。例えば、パターンP1から求めた3次元データセットの補間されたO2の値を、パターンP2から求めた3次元データセットの取得されたX2の値と比較する。値がほとんど同じである場合、これは、2つの3次元データセットの取得時の間に大きな動きが無かったことを示す。このように、パターンP2データセットの実際に取得したサンプルX1-X4は、パターンP1の3次元データセットのデータ値によりインターリーブできる。本例では、これは、P1のO0値に対してP2のX1値を用い;P1のO2値に対してP2のX2値を用い;P1のO5値に対してP2のX3値を用い;P1のO6値に対してP2のX4値を用いることにより行う。ソース3Dデータセットとデスティネーション3Dデータセットとの間に動きがなければ、他のパターンで取得した他の3Dデータセットの他の取得値を、同様にインターリーブできる。他方では、P2データセットのX2の、P1データセットの補間値O2との比較が大きな違いを示す場合、2つの3Dデータベースの取得時の間に動きがある。その場合、すべてのO値を補間及び/又は外挿したP1データセットを表示に用いて、3次元画像における歪みとぼやけblurringを最小化する。本発明の実施形態では、3次元表示のために補間データまたはインターリーブデータを用いるか否かの決定は、画像全体に対して行うのではなく、ピクセルごとに行う。超音波画像は、その画像の全体ではなく一部にだけ動きがあると期待できる。例えば、胎児の3次元画像化を行い、画像化中に胎児がじっとしている場合、表示されている胎児の領域はほとんど動かない。したがって、動かない領域の表示点は、比較した場合、解像度が高い画像を作成するため、複数の3次元スキャンの表示点をインターリーブできることを示す。しかし、胎児の心臓は常に拍動しており、時間的に異なるスキャンの表示点を比較すると、胎児の心臓の表示点の動きが分かる。このように、補間を用いて画像中の胎児の心臓領域を表示する。用いる取得データはすべて同じ3次元スキャンのものであり、時間的に異なる複数のスキャンのものではないからである。こうすると胎児の心臓を最もよい画質で、動きによるゆがみ無しに見ることができ、一方、3次元画像の残りの部分は、連続した複数のスキャンで求めたデータポイントをインターリーブする。3次元表示の各領域は、表示ボリュームの各点で、補間した表示データを用いるかインターリーブした表示データを用いるか、表示点ごとに決定することにより、最高の表示画質を得るように最適化される。本発明の3次元表示技術を用いて、心臓の拍動のような反復的な動きがある臓器を画像化する場合、スキャンパターンは動きのサイクルに、心臓の場合には心拍に対して同期していても同期していなくてもよい。図5aと図5bに非同期スキャンパターンと同期スキャンパターンとを示した。図5aにおいて、順次繰り返す4つのスキャンパターンP1ないしP4により、心臓を3次元で画像化する。パターンのシーケンスの上にある垂直線は、連続する各R波Rwaveの生起をマークしたものである。R波間の時間は1回の心拍の間隔である。この例では、心周期の6分の1ごとに、粗くサンプリングしたボリュームデータセットを取得する。心拍ごとに6回の取得をする。シーケンスパターンP1-P4の後、そのシーケンスを繰り返す。心臓は常に動いているので、連続して取得したデータセットはインターリーブしない。心周期の各フェーズにおいて心臓は異なって見えるからである。その場合、粗くサンプリングする各パターンは、補間値で穴埋めされ、心周期のフェーズを表示する。連続した2つ以上のスキャンパターンの取得中に大きな動きが無いくらい速くスキャンパターンを取得する場合、そのスキャンパターンのデータ点はインターリーブされる。さらに、心拍が規則的であり、各心拍中に心臓が同じ動き経路をたどる場合、異なる心周期の同じフェーズのデータ点を結合combineすることも可能である。例えば、第1の心拍の第1のフェーズに用いるパターンはP1パターンであり、第2の心拍の第1のフェーズに用いるパターンはP3パターンである。心拍が規則的な場合、補間値と2回の取得で得られた取得値の比較により、第1のフェーズでの取得ごとに、心臓が同じ位置にあり、第1のP1パターンと第2のP3パターンから取得したデータ値をインターリーブできる。その他のまだ得られていない値は補間できる。これにより、単にすべて補間値を用いるより、よい画質が得られる。同様に、第1の心周期の第2のフェーズで取得したP2パターンの値を、第2の心周期の第2のフェーズのP4データ値とインターリーブしてもよい。このように、図5aの取得シーケンスは、反復的な心臓の動きに対して、完全に補間された3次元画像として、又は2つのデータパターンがインターリーブされ、残りのデータ点が補間された画像として、表示される。図5bは、第2のパターンシーケンスを示す。これは、各心周期の取得は、シーケンスの次のパターンで始まる。図から分かるように、P1パターンが第1の心周期の第1のフェーズに対して用いられ、P2パターンが第2の心周期の第1のフェーズに対して用いられ、P3パターンが第3の心周期の第1のフェーズに対して用いられ、P4パターンが第4の心周期の第1のフェーズに対して用いられる。心臓の動きが反復的である場合、異なる4つの取得パターンの取得データから完全な3次元データセットをインターリーブできる。表示される各心拍の3次元心臓画像は、補間無しで、完全に取得データ値から得られる。心周期の各フェーズにおいて、同様に高画質な画像を形成できる。第5の心周期において、第1の心周期のP1パターンデータは、新しいパターンデータを用いた取得データで置き換えられ、画像が更新される。図5aと図5bの各取得シーケンスにおいて、3次元画像表示レートは、補間、インターリーブ、または両者の組み合わせのうちどれが用いられるかにかかわらず、粗くサンプリングした各ボリュームP1-P4の取得に用いられる取得レートである。言うまでもなく、上記の例では異なる4つのスキャンラインパターンP1-P4を用いるが、実施形態によっては、用いるスキャンラインパターンの数はこれより多くても少なくてもよい。図6は、本発明の好ましい実施形態を示し、マルチライン取得を用いる恩恵を受けるものである。既知の通り、マルチラインでは、1つの送受信期間中に複数のスキャンラインからデータを受け取れる。図6において、太字のXは、4倍マルチラインで取得される4つのスキャンラインを表す。太字でないXは、表示されたパターンにおいて取得がされていない空間的位置を示す。この例では、ビームを送信して、隣接する4つのスキャンラインの各グループに高周波の音波を当て、4つのすべてのスキャンラインからエコーデータを同時に受信する。次に、マルチラインビームフォーマ18は、4つの隣接するスキャンラインを同時に処理および作成する。例えば、米国特許第6,482,157号ロビンソンを参照されたい。1つの送信ビームで隣接するスキャンラインに高周波の音波を当てるのではなく、例えば米国特許第7,537,567号Jago等に記載されたように、方向が異なる4つの送信ビームを同時に送信して、一が異なる4つのスキャンラインに同時に高周波の音波を当てて受信する。図6は、P1パターンのマルチラインによる実施形態を示す。ここでは、隣接する4つのスキャンラインのグループを取得し、他の4つのスキャンラインのマルチライン取得を行う前に、4つのうち3つのグループをスキップする。4xマルチラインでは、マルチラインを用いないで3次元データセットを取得する時間の4分の1の時間で、3次元データセットを取得でき、それにより表示のフレームレートを4倍に上げることができる。図4aと図4bの例として、異なるマルチラインパターンを順次用いて、ボリューム領域の粗いサブサンプリングを行い、次にデータのインターリーブ又は補間又は両者を行い、ボリューム取得レートで新しい表示画像を作成する。"