專利名稱：經(jīng)食道的以及經(jīng)鼻、食道的超聲成像系統(tǒng)的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及半侵入式超聲成像系統(tǒng)，特別涉及能夠提供幾種二維平面圖和用于顯現(xiàn)患者體內(nèi)三維解剖結(jié)構(gòu)的投影圖的經(jīng)食道的超聲成像系統(tǒng)以及經(jīng)鼻、食道的超聲成像系統(tǒng)。
非侵入式、半侵入式和侵入式超聲成像系統(tǒng)已經(jīng)廣泛用于觀察人體內(nèi)的組織結(jié)構(gòu)，諸如心臟結(jié)構(gòu)、腹部器官、胎兒和脈管系統(tǒng)。半侵入式系統(tǒng)包括經(jīng)食道的超聲成像系統(tǒng)，而侵入式系統(tǒng)包括脈管內(nèi)成像系統(tǒng)。根據(jù)組織的類型和部位，不同的系統(tǒng)能夠更好地獲取或者提供更好的內(nèi)部生理組織的視場。
一般說來，超聲成像系統(tǒng)包括與多頻道的發(fā)送波束和接收波束生成器相連的換能器陣列。發(fā)送波束生成器以預(yù)定的時序?qū)㈦娒}沖提供給各個換能器，以生成從陣列沿著預(yù)定方向傳播的發(fā)送波束。當(dāng)發(fā)送波束通過身體時，部分聲能從具有不同的聲學(xué)特性的組織結(jié)構(gòu)被反射回到換能器陣列。接收換能器(可以是以接收模式工作的發(fā)送換能器)將被反射的壓力脈沖轉(zhuǎn)換成被提供給接收波束生成器的相應(yīng)的電RF(射頻)信號。由于從反射點(diǎn)到各個換能器的不同距離，被反射的聲波以不同的時間達(dá)到各個換能器，這樣，RF(射頻)信號具有不同的相位。
接收波束生成器具有多個處理頻道，處理頻道具有與加法器相連的補(bǔ)償延遲元件。接收波束生成器選擇用于每一個頻道的延遲值，以便結(jié)合從所選擇的焦點(diǎn)反射的回波。因此，當(dāng)延遲信號被求和時，由對應(yīng)于該點(diǎn)的信號產(chǎn)生強(qiáng)信號。但是，來自于不同點(diǎn)的信號對應(yīng)于不同的時間具有隨機(jī)相位關(guān)系，從而破壞性地干擾。接收波束生成器選擇能夠控制接收波束相對于換能器陣列的取向的這樣的相對延遲。這樣，接收波束生成器可動態(tài)地操控接收波束以便具有所需的取向，并且可在所需的深度處使它們聚焦。因此，超聲系統(tǒng)獲取聲學(xué)數(shù)據(jù)。
為了實(shí)時觀察組織結(jié)構(gòu)，已經(jīng)使用各種超聲系統(tǒng)來產(chǎn)生二維和三維圖像。常規(guī)的超聲成像系統(tǒng)獲取垂直于作用于患者身體的換能器陣列的表面的二維圖像平面。為了產(chǎn)生三維圖像，超聲系統(tǒng)必須在三維體積上獲取聲學(xué)數(shù)據(jù)，例如通過使一維(或者一維半)換能器陣列移動經(jīng)過幾個位置。或者，二維換能器陣列可獲取在多個圖像平面上的掃描數(shù)據(jù)。在每一種情況下，該系統(tǒng)存儲圖像平面數(shù)據(jù)以重建三維圖像。但是，為了使諸如心臟的活動器官成像，快速地獲取數(shù)據(jù)并且盡可能快地生成圖像是重要的。這需要高幀頻(即，單位時間生成的圖像數(shù)量)和圖像數(shù)據(jù)的快速處理。但是，空間掃描(例如，當(dāng)將一維陣列移動經(jīng)過幾個位置時)不是瞬時的。這樣，當(dāng)使活動器官成像時，時間維度與三個空間維度相互纏結(jié)干擾。
幾種超聲系統(tǒng)已經(jīng)利用數(shù)據(jù)獲取、體積重建和圖像顯現(xiàn)來生成3D(三維)圖像。一種常規(guī)的超聲系統(tǒng)利用換能器探頭掃描患者目標(biāo)組織以及接收多個數(shù)據(jù)幀來獲取數(shù)據(jù)。該系統(tǒng)相對于在前的幀、參考幀或者參考位置得出每一幀的位置和取向指示。接著，該系統(tǒng)將幀數(shù)據(jù)和每一幀的相應(yīng)指示用作對于體積重建和圖像顯現(xiàn)過程的輸入。該3D超聲系統(tǒng)通過限定一參考坐標(biāo)系來進(jìn)行體積重建，每一個圖像幀以記錄的圖像幀的序列設(shè)置在該參考坐標(biāo)系內(nèi)。參考坐標(biāo)系是用于包含用于生成3D圖像的所有圖像平面的3D體積的坐標(biāo)系。第一圖像幀用于限定參考坐標(biāo)系(從而限定3D體積)，參考坐標(biāo)系具有三個球面坐標(biāo)軸(rv，θv和v軸)或三個正交坐標(biāo)軸(即，xv，yv和zv軸)。每一個圖像幀是具有兩個極坐標(biāo)軸(即，ri和θi軸)或者兩個正交坐標(biāo)軸(即，xi和yi)的2D切片(即，平面圖像)，其中i是第i個圖像幀。這樣，在一個圖像平面內(nèi)的每一個取樣點(diǎn)在用于這樣的圖像平面的圖像平面坐標(biāo)系中具有圖像平面坐標(biāo)。為了在參考坐標(biāo)系中記錄樣本，在適合的圖像平面坐標(biāo)系中的取樣點(diǎn)坐標(biāo)被變換到參考坐標(biāo)系中。如果一個圖像平面樣本沒有出現(xiàn)在參考坐標(biāo)系的特定整數(shù)坐標(biāo)處，那么該系統(tǒng)進(jìn)行插值，以在最近的參考坐標(biāo)系點(diǎn)之間分配圖像平面樣本。
為了存儲樣本數(shù)據(jù)或者由樣本數(shù)據(jù)得出的插值，該系統(tǒng)分配存儲器地址空間，其中存儲器可被映射到參考坐標(biāo)系。這樣，給定的參考體積切片的給定一排的數(shù)值(例如沿著z軸得到的)可被存儲在序列編址單元中。另外，在這樣的切片中的相鄰排的數(shù)值可被存儲在相鄰的第一存儲器地址空間中。該系統(tǒng)可通過計(jì)算包含六個補(bǔ)償值的變換矩陣進(jìn)行遞增重建。具有在x方向上(沿著圖像的該排)計(jì)算x，y和z坐標(biāo)的三個補(bǔ)償值，具有在y方向上(在圖像的該列下)計(jì)算x，y和z坐標(biāo)的三個補(bǔ)償值。接著，該系統(tǒng)計(jì)算重建體積的角部并且將它們與界定體積的坐標(biāo)進(jìn)行比較。接下來，該系統(tǒng)確定所獲取的圖像和界定坐標(biāo)的相交部分并且將它們變換回到圖像坐標(biāo)系。這可利用幾個數(shù)字信號處理器來完成。
另外，該系統(tǒng)可計(jì)算重建體積的當(dāng)前狀態(tài)的正交投影。正交投影使用較簡單的繪制計(jì)算(無需計(jì)算插值以進(jìn)行從參考坐標(biāo)系到顯示圖像光柵坐標(biāo)系的轉(zhuǎn)變)。該系統(tǒng)可使用最大強(qiáng)度投影(MIP)繪制法，其中沿著體積的深度方向投射射線，并且所遇到的最大值是為該射線所投射的值(例如，用于得到在2D圖像投影上的給定光柵點(diǎn)的像素的數(shù)值)。該系統(tǒng)遞增地重建和實(shí)時地顯示目標(biāo)體積。操作者可實(shí)時地觀察目標(biāo)體積和掃描效果并且通過反復(fù)地對所需區(qū)域進(jìn)行特意掃描來改善所顯示的圖像。操作者也可以新的視角重新開始進(jìn)行體積重建。
該圖像顯現(xiàn)方法隨著時間的推移獲得3D體積的2D圖像投影以生成轉(zhuǎn)動圖像或者以新的視角生成圖像。該系統(tǒng)使用剪切扭曲因子分解方法來獲得給定的一個或者多個視頻圖像幀的新2D投影。對于每一個視角變化，該方法將觀察變換矩陣的必要因子分解成平行于體積數(shù)據(jù)的切片的3D剪切。剪切的投影形成2D中間圖像。可進(jìn)行2D扭曲以產(chǎn)生最終的圖像，(即，以所需視角的3D體積的2D投影)。該系統(tǒng)使用以不同視角的最終圖像序列以產(chǎn)生目標(biāo)體積的實(shí)時旋轉(zhuǎn)視圖。
已知的其它系統(tǒng)僅在三維顯示中使用功率多普勒圖像以消除由結(jié)構(gòu)信息信號所產(chǎn)生的大量雜亂回波。這樣的多普勒系統(tǒng)以平面圖像的序列將帶有空間坐標(biāo)的多普勒功率顯示值存儲在圖像序列存儲器中。使用者可提供包括視角范圍的處理參數(shù)。例如，使用者可輸入以在垂直于在序列中的第一圖像的平面的平面中的一個視線為參照的視角范圍和范圍增量。根據(jù)這些輸入計(jì)算所需數(shù)量的三維投影。接著，該系統(tǒng)通過首先從圖像序列存儲器調(diào)取平面多普勒功率圖像再利用掃描變換器和顯示處理器進(jìn)行順序處理而形成最大強(qiáng)度投影的必需序列。處理器使每一個平面圖像轉(zhuǎn)動到其中一個被投射回到觀察平面的視角。
多普勒系統(tǒng)基于最大強(qiáng)度累積被投影的平面圖像像素。每一個被投影的平面圖像被覆蓋在先前累積的投影圖像上但是在圖像平面中的一個轉(zhuǎn)置區(qū)域中，該轉(zhuǎn)置區(qū)域與視角和平面間的間隔存在這樣的函數(shù)關(guān)系視角越大，一個圖像到下一個圖像之間的轉(zhuǎn)置位移越大。從累積的圖像中選擇的顯示像素是從在圖像中的每一個點(diǎn)處累積的所有覆蓋像素中取得的在圖像平面中的每一個點(diǎn)處的最大強(qiáng)度像素。這有效地表現(xiàn)了觀察器沿著觀察器和三維顯示之間的每一個視線所觀察到的多普勒功率的最大強(qiáng)度。
該系統(tǒng)可轉(zhuǎn)動、投射、轉(zhuǎn)置、覆蓋和選擇在所有平面圖像的每一個像素處的最大強(qiáng)度，接著將所得到的對于該視角的三維顯示存儲在圖像序列存儲器中。可根據(jù)使用者的指令調(diào)取和顯示被存儲的三維序列。當(dāng)實(shí)時調(diào)取和顯示該序列時，使用者可看到在獲取平面圖像的體積區(qū)域中出現(xiàn)的動作或者流體流動的三維顯示。以三維方式觀察該體積區(qū)域，好像使用者圍繞該區(qū)域移動并且從改變的視角觀察動作或者流動。觀察器可來回掃過該序列，在兩個方向上給出在該體積區(qū)域周圍移動的效果。
利用改進(jìn)的二維超聲成像系統(tǒng)提供三維超聲圖像也是已知的。這樣的三維超聲成像系統(tǒng)可使用常規(guī)的超聲成像硬件和掃描變換器。二維超聲成像系統(tǒng)獲得多個二維圖像。該系統(tǒng)通過掃描變換處理圖像以使它們在各個圖像平面上轉(zhuǎn)動并且投影回到參考平面，參考平面可是初始圖像平面。可使用常規(guī)的掃描變換硬件重新調(diào)節(jié)扇形圖像的扇形角或者深度，或者進(jìn)行圖像的長寬比。該系統(tǒng)對于每一個圖像投射多個平面并且接著以合成圖像的序列存儲它們，其中每一個合成圖像包括一組相互之間偏置的相應(yīng)的投影圖像。每一個合成圖像是由平面圖像信息所占據(jù)的三維區(qū)域的不同視圖。
上述系統(tǒng)可在顯示器上重放合成圖像序列以描繪三維區(qū)域，好像三維區(qū)域正在觀察器前面轉(zhuǎn)動。另外，該系統(tǒng)可調(diào)取基于三維觀察透視并以三維表現(xiàn)形式順序顯示的被存儲的合成圖像。
還沒有廣泛使用超聲成像系統(tǒng)的醫(yī)療過程有幾種。目前，例如干涉技術(shù)心臟病學(xué)家主要使用熒光成像來引導(dǎo)和移動在脈管系統(tǒng)或者心臟中的裝置。這些過程通常是在心臟導(dǎo)管插入實(shí)驗(yàn)室(Cathlab)或者電生理學(xué)實(shí)驗(yàn)室(Eplab)中進(jìn)行。在心臟導(dǎo)管插入過程中，熒光檢查器在實(shí)時幀頻上使用X射線以為醫(yī)生提供包括心臟的胸部的傳輸圖。具有相互之間以90°安裝的兩對發(fā)送器-接收器的雙平面熒光檢查器提供心臟結(jié)構(gòu)的實(shí)時傳輸圖像。這些圖像由于能夠?yàn)獒t(yī)生提供心臟的三維幾何結(jié)構(gòu)的感覺而有助于醫(yī)生對各個導(dǎo)管的定位。
盡管熒光檢查法是一種有效的技術(shù)，但是它不能提供對于軟組織具有良好的對比度的高質(zhì)量圖像。另外，醫(yī)生和輔助醫(yī)療人員必須穿鉛防護(hù)服并且必須盡可能地減小熒光檢查時間以減少X射線對它們的輻射。另外，由于X射線的有害效果，而使熒光檢查法對于一些患者是不能使用的，例如孕婦。近年來，經(jīng)胸廓的和經(jīng)食道的超聲成像已經(jīng)很有效地用于臨床和外科手術(shù)中，但是還沒有廣泛地用于患者經(jīng)受干涉技術(shù)的心臟導(dǎo)管插入實(shí)驗(yàn)室和電生理學(xué)實(shí)驗(yàn)室中。
因此，需要提供經(jīng)食道或經(jīng)鼻、食道的超聲成像系統(tǒng)和方法，其可提供快速的和應(yīng)用于計(jì)算機(jī)的廉價的實(shí)時成像。圖像應(yīng)該能夠有效地顯現(xiàn)包括各個結(jié)構(gòu)的內(nèi)部解剖結(jié)構(gòu)并且提供所關(guān)注的組織的選擇視圖。一種提供準(zhǔn)確的解剖結(jié)構(gòu)并且便于理解的實(shí)時圖像的超聲系統(tǒng)和方法能夠在醫(yī)學(xué)上獲得另外的應(yīng)用。
本發(fā)明涉及用于使三維解剖結(jié)構(gòu)成像和/或使導(dǎo)入患者體內(nèi)的醫(yī)療裝置(例如，治療裝置、診斷裝置、矯正裝置、血管支架)成像的新穎的經(jīng)食道的超聲設(shè)備或者方法。
根據(jù)一個方面，一種用于生理組織成像的經(jīng)食道的超聲成像系統(tǒng)包括與二維超聲換能器陣列相連的經(jīng)食道的探頭；發(fā)送波束生成器；接收波束生成器；和圖像生成器。二維超聲換能器陣列設(shè)置在探頭的細(xì)長主體的遠(yuǎn)端部上。發(fā)送波束生成器與換能器陣列相連并且構(gòu)造成在由方位定向和標(biāo)高定向所限定的選擇圖案上發(fā)送多個超聲波束。接收波束生成器與換能器陣列相連并且構(gòu)造成能夠從在所選擇的組織體積上反射的回波中獲取超聲數(shù)據(jù)。組織體積是由方位定向和標(biāo)高定向以及所選擇的掃描范圍限定的。接收波束生成器構(gòu)造成能夠由所獲取的超聲數(shù)據(jù)來合成圖像數(shù)據(jù)。圖像生成器構(gòu)造成能夠接收圖像數(shù)據(jù)，并生成能夠在圖像顯示器(視頻顯示器，打印機(jī)等)上顯示所選擇的組織體積的圖像。
該方法的優(yōu)選實(shí)施例包括下列特征的一個或者多個圖像生成器構(gòu)造成由圖像數(shù)據(jù)生成至少兩個關(guān)于所選擇的組織體積的正射投影圖，并且圖像顯示器構(gòu)造成以便顯示所述至少兩個投影圖。
超聲成像系統(tǒng)可包括表面檢測器和控制處理器。表面檢測器構(gòu)造成從控制處理器接收圖像參數(shù)并由圖像數(shù)據(jù)生成表面數(shù)據(jù)。圖像生成器構(gòu)造成由表面數(shù)據(jù)生成能夠顯示在圖像顯示器上的投影圖像。
表面檢測器是B型掃描邊界檢測器，而圖像生成器構(gòu)造成由圖像數(shù)據(jù)和表面數(shù)據(jù)生成包括投影圖像的平面圖。另外，圖像生成器構(gòu)造成由圖像數(shù)據(jù)和表面數(shù)據(jù)生成至少兩個正射投影圖，每一個正射投影圖包括平面圖和投影圖像。表面檢測器可以是C型掃描邊界檢測器，并且圖像生成器構(gòu)造成以生成C型掃描圖。
超聲成像系統(tǒng)包括為經(jīng)食道的探頭或者經(jīng)鼻、食道的探頭。經(jīng)食道的探頭包括與探頭的聯(lián)接區(qū)域共同地布置的鎖定機(jī)構(gòu)，所述鎖定機(jī)構(gòu)構(gòu)造成在陣列相對于所關(guān)注的組織區(qū)域定向之后使換能器陣列鎖定就位。經(jīng)鼻、食道的探頭包括與探頭的聯(lián)接區(qū)域共同地布置的鎖定機(jī)構(gòu)，所述鎖定機(jī)構(gòu)構(gòu)造成在陣列相對于所關(guān)注的組織區(qū)域定向之后使換能器陣列鎖定就位。
換能器陣列和波束生成器構(gòu)造成以相控陣列的模式工作并且對于幾個分別具有指定的標(biāo)高位置的圖像扇區(qū)在所選擇的方位范圍上獲取超聲數(shù)據(jù)。換能器陣列包括多個與發(fā)送和接收波束生成器相連的子陣列。
圖像生成器構(gòu)造成由圖像數(shù)據(jù)生成至少兩個關(guān)于所選擇的組織體積的正射投影圖，并且圖像顯示器構(gòu)造成顯示所述至少兩個投影圖。圖像生成器構(gòu)造成生成作為正射B型掃描圖的兩個正射投影圖以及生成作為C型掃描圖的一個正射投影圖。
經(jīng)食道的探頭也可包括與探頭的聯(lián)接區(qū)域共同地布置的鎖定機(jī)構(gòu)，所述鎖定機(jī)構(gòu)構(gòu)造成在陣列相對于所關(guān)注的組織區(qū)域定向之后將換能器陣列鎖定就位。
超聲成像系統(tǒng)包括控制處理器，控制處理器構(gòu)造成并布置成基于由使用者所提供的范圍數(shù)據(jù)控制超聲波束的發(fā)送和控制圖像數(shù)據(jù)的合成。換能器陣列包括多個可與發(fā)送和接收波束生成器相連的子陣列，并且控制處理器構(gòu)造成控制子陣列的布置以使組織體積的回波數(shù)據(jù)的獲取達(dá)到最佳?？刂铺幚砥鳂?gòu)造成為發(fā)送波束生成器和接收波束生成器提供掃描參數(shù)，所述掃描參數(shù)包括成像深度、幀頻、或者方位角與標(biāo)高的掃描比。
控制處理器構(gòu)造成接收輸入數(shù)據(jù)和提供輸出數(shù)據(jù)，使發(fā)送和接收波束生成器改變方位范圍?？刂铺幚砥鳂?gòu)造成接收輸入數(shù)據(jù)和提供輸出數(shù)據(jù)，使發(fā)送和接收波束生成器改變標(biāo)高范圍?？刂铺幚砥鳂?gòu)造成為圖像生成器提供數(shù)據(jù)以通過重新計(jì)算正射投影圖來校正所述圖的偏轉(zhuǎn)角。通過改變方位范圍或者標(biāo)高范圍，醫(yī)生可在所關(guān)注的組織的中心處的較小數(shù)據(jù)體積上引導(dǎo)掃描。通過在較小的體積上掃描，該系統(tǒng)通過提高幀頻來改善活動組織的實(shí)時成像，這是因?yàn)樗占溯^少的數(shù)據(jù)點(diǎn)。
圖像生成器包括至少一個圖插值處理器和至少一個圖標(biāo)生成器，所述圖插值處理器構(gòu)造成以生成至少兩個正射投影圖，所述圖標(biāo)生成器構(gòu)造成以生成至少兩個與所述至少兩個正射投影圖相關(guān)的圖標(biāo)，并且所述圖像生成器包括至少一個邊界檢測器，其構(gòu)造成并布置成以檢測組織邊界。
圖插值處理器布置成以生成B型掃描圖和C型掃描圖，C型掃描圖是通過從B型掃描圖接收C型掃描指定信息而生成的。圖插值處理器是方位圖插值處理器。圖插值處理器是標(biāo)高圖插值處理器。圖插值處理器包括選通峰值檢測器。
邊界檢測器是B型掃描邊界檢測器，插值處理器還可布置成從B型掃描邊界檢測器接收數(shù)據(jù)以突出正射投影圖中的邊界。邊界檢測器是C型掃描邊界檢測器，插值處理器還可布置從C型掃描邊界檢測器接收數(shù)據(jù)以突出正射投影圖中的邊界。
圖像生成器包括偏轉(zhuǎn)角校正處理器。圖像生成器包括范圍處理器，所述范圍處理器構(gòu)造成以提供兩個范圍指針以用于生成C型掃描投影圖。范圍處理器構(gòu)造成接收限定這兩個范圍指針的使用者輸入。圖標(biāo)生成器構(gòu)造成以生成顯示方位角范圍和顯示最大方位角范圍的方位圖標(biāo)。圖標(biāo)生成器構(gòu)造成以生成顯示標(biāo)高角范圍和顯示最大標(biāo)高角范圍的標(biāo)高圖標(biāo)。
根據(jù)另一個方面，一種經(jīng)食道的超聲成像方法通過下列步驟進(jìn)行將一經(jīng)食道的探頭導(dǎo)入食道中并且以相對于所關(guān)注的組織區(qū)域的所選擇的取向使二維超聲換能器陣列定位；在所選擇的方位范圍和所選擇的位置標(biāo)高范圍上將超聲波束發(fā)送到來自于換能器陣列的多個發(fā)送掃描線上；以及根據(jù)由方位范圍、標(biāo)高范圍和所選擇的扇形掃描深度所限定的所選擇的組織體積反射的回波來獲取換能器陣列超聲數(shù)據(jù)并由所獲取的超聲數(shù)據(jù)來合成圖像。接下來，由所選擇的組織體積的圖像數(shù)據(jù)來生成圖像并顯示所生成的圖像，從而實(shí)現(xiàn)該超聲成像方法。
最好，該經(jīng)食道的超聲成像方法可包括下列一個或者多個步驟利用能夠以相控陣列模式工作和在選擇的方位范圍內(nèi)獲取關(guān)于具有已知標(biāo)高位置的幾個圖像扇區(qū)的超聲數(shù)據(jù)的發(fā)送和接收波束生成器來進(jìn)行發(fā)送和獲取的步驟。生成步驟包括在組織體積上生成至少兩個正射投影圖，并且顯示步驟包括顯示至少兩個正射投影圖。
該成像方法可用于將手術(shù)器械定位在由正射投影圖所顯示的所關(guān)注的組織處。成像方法可用于在基于正射投影圖的手術(shù)過程中核實(shí)手術(shù)器械的位置。成像方法可在利用手術(shù)器械進(jìn)行手術(shù)的同時進(jìn)行正射投影圖的發(fā)送、獲取、生成和顯示。該成像方法可在利用手術(shù)器械進(jìn)行手術(shù)后進(jìn)行正射投影圖的發(fā)送、獲取、生成和顯示。
至少兩個正射投影圖的生成可包括生成所選擇的C型掃描圖。所選擇的C型掃描圖的生成可包括提供用于所選擇的C型掃描圖的C型掃描指示。該指示可包括限定一個底視圖或者限定一個頂視圖。C型掃描的生成可包括利用C型掃描邊界檢測器檢測組織邊界以及利用選通峰值檢測器為C型掃描選擇超聲數(shù)據(jù)。
成像方法可包括為控制處理器提供輸入數(shù)據(jù)和提供來自于控制處理器的輸出數(shù)據(jù)以引導(dǎo)發(fā)送和接收波束生成器改變方位范圍。成像方法可包括為控制處理器提供輸入數(shù)據(jù)和提供來自于控制處理器的輸出數(shù)據(jù)以引導(dǎo)發(fā)送和接收波束生成器改變標(biāo)高范圍?？刂铺幚砥饕部蔀閳D像生成器提供數(shù)據(jù)以通過重新計(jì)算正射投影圖來校正所述圖的偏轉(zhuǎn)角。通過改變方位范圍或者標(biāo)高范圍，醫(yī)生可在所關(guān)注的組織的中心處的較小數(shù)據(jù)體積上引導(dǎo)掃描。通過掃描較小的體積，該系統(tǒng)通過提高幀頻來改善活動組織的實(shí)時成像，這是因?yàn)樗占溯^少的數(shù)據(jù)點(diǎn)。
至少兩個正射投影圖的生成可包括生成與所選擇的方位范圍和最大方位范圍相關(guān)的方位圖標(biāo)或者與所選擇的標(biāo)高范圍和最大標(biāo)高范圍相關(guān)的標(biāo)高圖標(biāo)。


圖1示出了包括經(jīng)食道的成像探頭的超聲系統(tǒng)，所述經(jīng)食道的成像探頭包括遠(yuǎn)端部分和半撓性細(xì)長主體。
圖2和圖2A是經(jīng)食道的成像探頭的剛性區(qū)域的示意性截面圖。
圖3是以平面內(nèi)的J鉤的形式聯(lián)接的經(jīng)食道的探頭的聯(lián)接區(qū)域的示意性截面圖。
圖3A是以平面外的J鉤的形式聯(lián)接的經(jīng)食道的探頭的聯(lián)接區(qū)域的示意性截面圖。
圖3B是以平面內(nèi)的S鉤的形式聯(lián)接的經(jīng)食道的探頭的聯(lián)接區(qū)域的示意性截面圖。
圖3C是用于經(jīng)食道的探頭的聯(lián)接區(qū)域中的聯(lián)接鏈的透視圖。
圖4示出了用于說明正射投影圖的回波數(shù)據(jù)的掃描體積。
圖4A、圖4B、圖4C、圖4D和圖4E示出了通過與如結(jié)合圖3至圖3B所述的遠(yuǎn)端部分連接所生成的掃描體積的不同取向。
圖5以圖表的形式示出了圖1的超聲系統(tǒng)的圖像生成器。
圖5A以圖表的形式示出了圖1的超聲系統(tǒng)的控制處理器。
圖5B以圖表的形式示出了與超聲系統(tǒng)的發(fā)送波束生成器和接收波束生成器相連的超聲換能器陣列。
圖5C以圖表的形式示出了用于在圖5中所示系統(tǒng)中的選通峰值檢測器。
圖6、圖6A、圖6B和圖6C示出了由圖5中所示系統(tǒng)生成的各種掃描圖形。
圖7示出了由圖1的超聲成像系統(tǒng)所提供的五個正射投影圖。
圖7A示出了通過改變偏轉(zhuǎn)角校正的圖7的正射投影圖。
圖8、圖8A、圖8B和圖8C示出了用于心臟成像的經(jīng)食道的探頭和經(jīng)鼻經(jīng)食道的探頭的導(dǎo)入和使用。
圖9A和圖9B是帶有插入在食道中的成像探頭和位于右心室中的切除導(dǎo)管的人類心臟的截面圖。
圖9C是人類心臟的投影圖。
圖9D是包括顯示切除導(dǎo)管的頂剖視圖的人類心臟的投影圖。
圖10A、圖10B和圖10C是由圖9A和圖9B中所示的成像探頭所收集的正射投影圖。
圖11A和圖11B是帶有插入在食道中的成像探頭和位于左心室中的切除導(dǎo)管的人類心臟的截面圖。
圖11C是包括如圖11A和圖11B中所示的顯示切除導(dǎo)管的底剖視圖的人類心臟的投影圖。
圖11D是人類心臟的投影圖。
圖12A、圖12B和圖12C是由圖11A和圖11B中所示的成像探頭所收集的正射投影圖。
圖13A和圖13B是帶有插入在食道中的成像探頭和位于左心室中的切除導(dǎo)管的人類心臟的截面圖。
圖13C是人類心臟的投影圖。
圖13D是包括如圖13A和圖13B中所示的顯示成像探頭和切除導(dǎo)管的頂剖視圖的人類心臟的投影圖。
圖14A、圖14B和圖14C是由圖13A和圖13B中所示的成像探頭所收集的正射投影圖。
參見圖1，經(jīng)食道的(TEE)成像系統(tǒng)10包括經(jīng)食道的探頭12，探頭12帶有探頭手柄14，探頭12通過電纜16、應(yīng)變消除部件17和連接器18與電子設(shè)備盒20相連。電子設(shè)備盒20以鍵盤22作為界面并且為視頻顯示器24提供成像信號。電子設(shè)備盒20包括發(fā)送波束生成器、接收波束生成器和圖像生成器。經(jīng)食道的探頭12具有與細(xì)長的半撓性主體36相連的遠(yuǎn)端部分30。細(xì)長部分36的近端與探頭手柄14的遠(yuǎn)端相連。探頭12的遠(yuǎn)端部分30包括剛性區(qū)域32和撓性區(qū)域34，撓性區(qū)域34與細(xì)長主體36的遠(yuǎn)端相連。探頭手柄14包括用于聯(lián)接撓性區(qū)域34從而使剛性區(qū)域32相對于所關(guān)注的組織定向的定位控制器15。細(xì)長的半撓性主體36能夠插入到食道中?？衫檬惺鄣奈父Q鏡和圖2和圖2A中所示的遠(yuǎn)端剛性區(qū)域制成經(jīng)食道的探頭12。整個插管的長度為110厘米，直徑為30F。胃窺鏡例如是由Welch Allyn(Skananteles Falls，NY)制造的。
參見圖2和圖2A，經(jīng)食道的成像探頭12包括在接合區(qū)域40與撓性區(qū)域34接合的遠(yuǎn)端剛性區(qū)域32。遠(yuǎn)端區(qū)域32包括用于封裝超聲換能器陣列42、電連接器和相關(guān)電子元件的遠(yuǎn)端頂殼50。換能器陣列42最好是一個超聲換能器元件的二維陣列。遠(yuǎn)端頂殼50包括下頂殼52和上頂殼54，上頂殼54具有超聲窗口56和位于換能器陣列42前面的匹配媒體。頂殼50的前部為具有修圓的頂端的子彈形(或者球丸形)以便于插入到穹窿中和在食道中前進(jìn)。另外，殼體54具有包圍窗口56的凸形。超聲窗口56也可包括超聲透鏡和用于冷卻而埋入透鏡材料中的金屬箔。
換能器陣列42被粘接在陣列背襯60上，各個換能器元件與集成電路62相連，如在美國專利US 5,267,221中所述的。集成電路62利用線接頭66與電路板64相連。該結(jié)構(gòu)以傳熱的方式與散熱器68相連。經(jīng)食道的探頭包括兩個撓曲性能極好的電路58和58A，電路58和58A提供電路板64和探頭連接器18之間的連接。撓曲性能極好的電路具有各向同性的彎曲性能，例如折疊成褶形或者纏繞成螺旋形?；蛘撸衫猛S電纜代替撓曲性能極好的電路。
或者，成像系統(tǒng)10可使用一種經(jīng)鼻、食道的成像探頭。經(jīng)鼻、食道的成像探頭包括與帶有二維換能器陣列的遠(yuǎn)端部分相連的插管。插管的長度為100厘米至110厘米，直徑為10F至20F。二維換能器陣列被粘接在陣列背襯上，并且各個換能器元件與集成電路相連，如上面詳細(xì)描述的。
圖3、圖3A和圖3B是經(jīng)食道的成像探頭12的撓性區(qū)域34的示意性截面圖。成像探頭12包括與定位控制器15(圖1)接合的聯(lián)接機(jī)構(gòu)以聯(lián)接撓性區(qū)域34。撓性區(qū)域34具有扭轉(zhuǎn)剛度并且基本上不會扭轉(zhuǎn)。如下面所述的，臨床醫(yī)生調(diào)節(jié)定位控制器15(圖1)以各種方式聯(lián)接撓性區(qū)域34，以便使剛性遠(yuǎn)端區(qū)域32定位和使換能器陣列42相對于所關(guān)注的組織體積定向(如圖8和圖8A中所示)。臨床醫(yī)生接著可將被聯(lián)接的撓性區(qū)域34的位置鎖定，以在探頭操控或者超聲檢查過程中以保持換能器陣列42的位置。在一個優(yōu)選實(shí)施例中，撓性區(qū)域34包括多個與至少一個通過使控制旋鈕15定位而可控制的推拉電纜(或者桿)共同地布置的聯(lián)接鏈71、72或者80。聯(lián)接鏈被撓性護(hù)套70覆蓋。
圖3示出了以平面內(nèi)的J鉤的形式聯(lián)接的撓性區(qū)域34。撓性區(qū)域34由近側(cè)鏈71、一組鏈72(如圖3C中所示)和在連接處75與高撓性推拉桿74的遠(yuǎn)端相連的遠(yuǎn)側(cè)鏈80制成的?？刂菩o15的定位控制位于手柄14中的一個或者幾個齒輪齒條機(jī)構(gòu)。當(dāng)齒輪齒條機(jī)構(gòu)近側(cè)地移動推拉桿74時，撓性區(qū)域34彎曲并且形成平面內(nèi)的J鉤的形式，其中剛性區(qū)域32和撓性區(qū)域34位于同一個平面內(nèi)。與在遠(yuǎn)端處和遠(yuǎn)側(cè)鏈80相連的推拉桿74共同地布置的聯(lián)接鏈72的設(shè)計(jì)形式有助于平面內(nèi)的彎曲。圖3C中示出了聯(lián)接鏈72。
參見圖3C，聯(lián)接鏈72具有環(huán)形結(jié)構(gòu)，環(huán)形結(jié)構(gòu)包括連接兩個鄰近的鏈72的樞轉(zhuǎn)鉸接件。樞轉(zhuǎn)鉸接件包括兩個設(shè)置在鏈72的相對兩側(cè)并且分別從凹入表面88A和88B(未示出)延伸的鉸接銷86A和86B(在該透視圖中未示出)。鉸接唇緣90A和90B包括內(nèi)表面91A(也未示出但為了說明對稱性而描述)和91B，內(nèi)表面91A和91B具有與表面88A和88B的形狀互補(bǔ)的形狀。鉸接唇緣90A和90B還分別包括用于接收鉸接銷的孔92A和92B。
聯(lián)接鏈72還包括止擋表面94和止擋表面96。止擋表面94被設(shè)置在這樣的位置，即，能夠提供在推拉桿74的拉動作用下由每一個鏈推動的聯(lián)接區(qū)域34的預(yù)選擇的最大彎曲度。止擋表面96位于這樣的高度處，即，當(dāng)設(shè)置在溝道73中的推拉桿74沒有拉動遠(yuǎn)側(cè)鏈80時能夠使聯(lián)接區(qū)域34采用直的取向?；蛘?，設(shè)計(jì)止擋表面96以使聯(lián)接區(qū)域34能夠采用任何選擇的取向。例如，可設(shè)計(jì)止擋表面96以便當(dāng)推拉桿74拉動遠(yuǎn)側(cè)鏈80時使聯(lián)接區(qū)域34能夠采用相反的彎曲。聯(lián)接鏈72由塑料或者金屬制成，諸如也可為位于內(nèi)部的電線提供電屏蔽的黃銅或者不銹鋼。聯(lián)接鏈72的表面被設(shè)計(jì)成帶有護(hù)套的形式，從而在沒有卡或者夾套70的情況下也可使聯(lián)接鏈72容易彎曲。
圖3A示出了以平面外的J鉤的形式聯(lián)接的遠(yuǎn)端部分30。撓性區(qū)域34由近側(cè)鏈71、遠(yuǎn)側(cè)鏈80和另一組遠(yuǎn)側(cè)鏈82制成的。推拉桿74在溝道73(圖3C)中從齒輪齒條機(jī)構(gòu)延伸到在鏈80中的連接部分75。推拉桿76從與遠(yuǎn)側(cè)鏈82相連的遠(yuǎn)端77延伸到靠近手柄14的另一齒輪齒條機(jī)構(gòu)(未示出)。推拉桿74近側(cè)地移動以彎曲聯(lián)接區(qū)域34。推拉桿76移動與剛性遠(yuǎn)端區(qū)域32相連的遠(yuǎn)側(cè)鏈82；這兩種移動形成具有移動到剛性遠(yuǎn)端區(qū)域32的平面外的撓性區(qū)域34的平面外的J鉤的形式。
圖3B示出了以平面內(nèi)的S鉤的形式聯(lián)接的遠(yuǎn)端部分30。撓性區(qū)域34包括近側(cè)鏈71、鏈組72A、錨固鏈84、一組鏈72和與剛性遠(yuǎn)端區(qū)域32相連的遠(yuǎn)側(cè)鏈82。推拉桿74從其與鏈84相連的遠(yuǎn)端75延伸到位于手柄14附近的齒輪齒條機(jī)構(gòu)。推拉桿78從其與鏈82相連的遠(yuǎn)端79經(jīng)鏈72、鏈84、鏈72A和鏈71延伸到與位于導(dǎo)管手柄中的另一齒輪齒條機(jī)構(gòu)。聯(lián)接鏈72A基本上是鏈72的鏡像，但包括兩個用于接收推拉桿74和78的溝道。鏈72能夠在一個取向上進(jìn)行聯(lián)接，并且鏈72A能夠在180度的對稱取向上聯(lián)接。通過近側(cè)地移動推拉桿74，齒輪齒條機(jī)構(gòu)啟動聯(lián)接區(qū)域34的近端部分沿著一個方向的移動。另外，通過近側(cè)地移動推拉桿78，齒輪齒條機(jī)構(gòu)使聯(lián)接區(qū)域34的遠(yuǎn)端部分沿著另一個方向彎曲，從而形成平面內(nèi)的S鉤。即，平面內(nèi)的S鉤具有位于同一平面中的撓性區(qū)域34和遠(yuǎn)端剛性區(qū)域32。
圖3B中所示的聯(lián)接區(qū)域可被進(jìn)一步變型以包括如鏈72A中所示的位于變型的鏈72內(nèi)的推拉桿76。通過近側(cè)地移動推拉桿76，聯(lián)接區(qū)域34形成平面外的S鉤。平面外的S鉤具有位于一個平面中的撓性區(qū)域34和彎曲到平面外的遠(yuǎn)端剛性區(qū)域32。該布置能夠使換能器陣列42傾斜并且將其拉回以達(dá)到與所關(guān)注的組織之間的所需的距離。臨床醫(yī)生操控控制旋紐15直至探頭的頂端已經(jīng)被聯(lián)接到換能器陣列42具有所需的相對于所關(guān)注的組織體積的取向的位置。當(dāng)換能器陣列42被適當(dāng)?shù)囟ㄎ粫r，臨床醫(yī)生利用制動器將聯(lián)接機(jī)構(gòu)鎖定在其當(dāng)前的位置處。在聯(lián)接機(jī)構(gòu)被鎖定后，成像系統(tǒng)收集回波數(shù)據(jù)，如圖8和圖8A中所示。
在優(yōu)選實(shí)施例中，TEE(經(jīng)食道)成像系統(tǒng)或者經(jīng)鼻的TEE成像系統(tǒng)包括發(fā)送波束生成器、接收波束生成器、圖像生成器、表面檢測器(或者邊界檢測器)和圖像顯示器，圖5至圖5C中以圖表的形式示出了所有這些部件。該系統(tǒng)生成幾個使用平面成像和投影成像技術(shù)的新穎的正視圖。首先參照圖4描述圖像的獲得。圖4示出了有換能器陣列42所收集的的數(shù)據(jù)的掃描體積(即，圖像體積)V。由發(fā)送波束生成器200A收集的換能器陣列42(參照圖5B所述的)在所選擇的仰角Φ的方位角方位范圍內(nèi)發(fā)射超聲線。換能器陣列42在所選擇的掃描范圍(R)和方位角范圍(θ＝±45°)上檢測由接收波束生成器200B定時的回波以獲取一個圖像平面的超聲數(shù)據(jù)，如圖4中所示，例如S0。為了使組織體積V成像，成像系統(tǒng)在分布在一定仰角范圍(Φ＝±30°)上的標(biāo)注為S-1、S-2、S-3、S0、S1、S2和S3的幾個圖像平面(被稱為2D切片或者圖像扇區(qū))上收集數(shù)據(jù)。
圖4A至圖4E示出了由具有參照圖3至圖3C所述的探頭聯(lián)接部分的成像探頭12所收集的掃描體積的不同取向的示例。特別是，圖4A示出了由具有筆直延伸的撓性區(qū)域34的成像探頭12所收集的圖像體積100。成像系統(tǒng)在上述幾個圖像平面S-1、S-2、S-3、S0、S1、S2和S3上的回波數(shù)據(jù)。圖4B示出了由具有如圖3中所示的以平面內(nèi)的J鉤形式聯(lián)接的撓性區(qū)域34的成像系統(tǒng)所收集的掃描體積120。J鉤可在向前的方向上(如圖4B中所示)或者向后的方向上被聯(lián)接，并且如參照圖3A所述的，也可被移動到平面外。圖4C示出了由具以平面外的J鉤形式聯(lián)接的撓性區(qū)域34的成像系統(tǒng)所生成的掃描體積104。圖4D和圖4E示出了當(dāng)撓性區(qū)域34以平面內(nèi)的S鉤形式和以平面外的S鉤形式聯(lián)接時由成像系統(tǒng)所生成的掃描體積106和108。
圖5、圖5A和圖5B以圖表的形式示出了目前優(yōu)選實(shí)施例所涉及的成像系統(tǒng)。如圖5A中所示，成像系統(tǒng)的整個操作是由控制處理器140控制的?？刂铺幚砥?40接收來自于輸入控制器142至167的指令并且為輸出控制器170至191提供信號?？刂铺幚砥?40將控制數(shù)據(jù)提供給波束生成器200，并且為圖像生成器250提供圖像控制數(shù)據(jù)，圖像生成器250包括處理和顯示電子器件。如在圖5B中以圖表的形式示出的，波束生成器200包括發(fā)送波束生成器200A和接收波束生成器200B。通常，發(fā)送波束生成器200A和接收波束生成器200B例如可是如在美國專利US 4,140,022；US5,469,851；或者US 5,345,426中所述的模擬或者數(shù)字波束生成器，所有這些文獻(xiàn)在這里引入作為參考。
根據(jù)一個實(shí)施例，換能器陣列42最好是超聲換能器元件的二維陣列，可利用電控開關(guān)將超聲換能器元件布置成元件組(即，子陣列)。所述開關(guān)可選擇地將換能器元件連接在一起以形成具有不同幾何布置的子陣列。即，該二維陣列是電子配置的。開關(guān)也可使所選擇的配置與如圖5B中所示的發(fā)送波束生成器200A或者接收波束生成器200B相連。換能器元件的每一個幾何布置被設(shè)計(jì)成使發(fā)送的超聲波束或者檢測的接收波束達(dá)到最佳的形式。
可利用如在1993年11月30日授權(quán)給Miller等人的美國專利US5,267,221中所述的常規(guī)技術(shù)制造換能器陣列42。換能器元件可具有100-300微米的中心與中心的間隔。換能器元件的尺寸和換能器元件之間的間隔取決于換能器超聲頻率和所需的圖像分辨率。
參見圖5B，該成像系統(tǒng)包括換能器陣列42，換能器陣列42具有指定的發(fā)送子陣列431，432，...，43M和指定的接收子陣列441，442，...，44N。發(fā)送子陣列431，432，...，43M分別與組內(nèi)發(fā)送預(yù)處理器2101，2102，...，210M相連，組內(nèi)發(fā)送預(yù)處理器2101，2102，...，210M又與發(fā)送波束生成器頻道2151，2152，...，215M相連。接收子陣列441，442，...，44N分別與組內(nèi)接收預(yù)處理器2201，2202，...，220N相連，組內(nèi)接收預(yù)處理器2201，2202，...，220N又與接收波束生成器頻道2251，2252，...，225N相連。每一個組內(nèi)發(fā)送預(yù)處理器210i包括一個或者多個能夠提供發(fā)送脈沖的數(shù)字脈沖發(fā)生器和一個或者多個能夠放大發(fā)送脈沖以激勵相連的換能器元件的電壓激勵器。或者，每一個組內(nèi)發(fā)送預(yù)處理器210i包括接收來自于常規(guī)發(fā)送波束生成器的信號的可編程延遲線。例如，市售的超聲系統(tǒng)HPSonos 5500的發(fā)送輸出可與組內(nèi)發(fā)送預(yù)處理器210i相連，代替目前為HPSonos 5500制造的換能器元件(它們都由Hewlett-Packard Company，現(xiàn)為Agilent Technologies，Inc.，Andover，MA制造的)。
每一個組內(nèi)接收預(yù)處理器220i可包括加法延遲線或者與加法元件(求和點(diǎn))相連的幾個可編程的延遲元件。每一個組內(nèi)接收預(yù)處理器220i延遲各個換能器信號；增加延遲的信號；并且為一個接收波束生成器頻道225i提供求和的信號?；蛘?，一個組內(nèi)接收處理器為一個并行的接收波束生成器的幾個接收波束生成器頻道225i提供求和的信號。并行的接收波束生成器能夠同時合成幾個接收波束。每一個組內(nèi)接收預(yù)處理器220i也可包括幾個用于同時接收來自于幾個點(diǎn)的信號的加法延遲線(或者多組可編程的延遲元件，并且每一組延遲元件與求和點(diǎn)相連)，如在1998年5月28日提出的序號為No.09/085,718的美國申請中詳細(xì)描述的，序號為No.09/085,718的美國申請?jiān)谶@里引入作為參考。
控制處理器140經(jīng)總線2161為發(fā)送波束生成器頻道2151，2152，...，215M提供延遲指令并且還經(jīng)總線211為組內(nèi)發(fā)送預(yù)處理器2101，2102，...，210M提供延遲指令。該延遲數(shù)據(jù)將所生成的發(fā)送波束引導(dǎo)并聚焦在所選擇的發(fā)送圖形的發(fā)送掃描線上，例如在圖6至圖6C中所示的?？刂铺幚砥?40還經(jīng)總線226為接收波束生成器頻道2251，2252，...，225N提供延遲指令并且還經(jīng)總線221為組內(nèi)接收預(yù)處理器2201，2202，...，220N提供延遲指令。所施加的相對延遲控制被合成的接收波束的引導(dǎo)和聚焦。每一個接收波束生成器頻道225i包括可變增益放大器，可變增益放大器控制作為被接收的信號深度的函數(shù)的增益，還包括使聲學(xué)數(shù)據(jù)延遲以視線波束引導(dǎo)和合成波束的動態(tài)聚焦的延遲元件。加法元件230接收來自于接收波束生成器頻道2251，2252，...，225N的輸出并且增加輸出以為圖像生成器250提供所得到的波束生成器信號，如在圖5中詳細(xì)示出的。波束生成器信號表示沿著一個接收掃描線合成的接收超聲波束。
根據(jù)另一個實(shí)施例，換能器陣列42包括較多數(shù)量的元件，其中僅被選擇的元件與集成電路相連。換能器陣列42具有成行和成列布置的各個換能器元件。電控開關(guān)選擇地連接在行和列中的相鄰的元件。另外，陣列也可包括用于選擇地連接相鄰的、對角設(shè)置的換能器元件的電控開關(guān)。所選擇的換能器元件可與諸如HP Sonos 5500的成像系統(tǒng)或者下面描述的系統(tǒng)的發(fā)送或者接收頻道相連。T/R(發(fā)送/接收)開關(guān)使同一組元件選擇性地與發(fā)送或者接收頻道相連?？芍苯舆B接或者通過一個或者多個其它換能器元件間接連接。
利用發(fā)送波束生成器適當(dāng)?shù)貙⒃B接成組并且使元件定相，可使所生成的超聲波束沿著所需的掃描線被發(fā)送并且在所需的深度處被聚焦。各種換能器連接如在1998年3月19日提出的序號為No.09/044,464的美國申請中描述的，序號為No.09/044,464的美國申請?jiān)谶@里引入作為參考。例如，可通過閉合相鄰的列開關(guān)使換能器元件成列地連接在一起。接著經(jīng)一個所選擇的行的一個選擇的換能器元件使每一列與不同的系統(tǒng)頻道相連，如圖5B中所示。然后，定相的換能器元件形成垂直于陣列平面并且是豎直的(即，平行于所選擇的列)的成像平面。標(biāo)高方向是水平的，如圖4中所示。
但是，成像系統(tǒng)可利用相對于換能器行任意取向的并具有列的成像平面(S-1、S-2、S-3、S0、S1、S2和S3)生成掃描體積V。例如，在不同的行和列中的換能器元件與系統(tǒng)頻道互連以在相對于換能器行和列以一定角度取向的平面中提供成像。例如，相鄰的行和列的換能器元件以階梯狀圖形與波束生成器相連。該布置提供了與相對于列取向以45度取向的平面平行的圖像。在另一個實(shí)施例中，換能器元件與波束生成器相連以形成約為圓形的輪廓線。這改善了標(biāo)高聚焦控制。聲中心可被放置在與系統(tǒng)頻道相連的任何元件上。通常，通過確定適合的等延遲輪廓線和沿著這些輪廓線連接元件可使該換能器布置與標(biāo)高聚焦控制結(jié)合。
成像系統(tǒng)通過執(zhí)行所選擇的掃描圖形在體積V的所選擇的尺寸上獲取回波數(shù)據(jù)。圖6示出了例如通過如參照圖4所述的收集在幾個圖像平面(2D切片)S-1、S-2、S-3、S0、S1、S2和S3上的回波數(shù)據(jù)執(zhí)行的100％矩形掃描圖形240。但是，為了減少掃描時間，成像系統(tǒng)可在以所關(guān)注的組織區(qū)域?yàn)橹行牡妮^小的體積上執(zhí)行數(shù)據(jù)掃描。例如，圖6A示出了橢圓形掃描圖形242，它包括如圖6中所示的矩形掃描圖形240中所用的掃描線的70％。圖6B示出了菱形圖形2441，它僅包括了掃描線的50％，以及圖6C示出了星形圖形246，它僅包括了掃描線的25％。
參見圖7，成像系統(tǒng)可生成和顯示幾個在分別具有零度方位角和標(biāo)高位置的兩個正交的中心平面S0和L0(圖4)內(nèi)的獨(dú)特的圖。所生成的圖包括在所關(guān)注的區(qū)域或者2D切片的整個區(qū)域上生成的投影圖像。特別是，當(dāng)從y＝∞向著y＝0的方向使平面S0(仰角Φ＝0°)成像時，該圖被稱為前投影圖286。后投影圖(圖7中未示出)是從y＝-∞向著y＝0的方向被成像。處于在從x＝∞向著x＝0的方向和從x＝-∞向著x＝0的方向成像的L0(方位角θ＝0°)的圖像扇區(qū)分別被稱為右側(cè)投影圖292和左側(cè)投影圖291。成像系統(tǒng)可生成和顯示頂投影圖337，該頂投影圖337是從z＝∞向著z＝0的方向成像的所選擇的組織表面的變型C型掃描圖像。變型C型掃描圖像的位置可被預(yù)選、限定在平面圖(圖像平面)中或者限定在前投影圖或者側(cè)投影圖中，如圖7中所示。成像系統(tǒng)還生成和顯示底投影圖336，底投影圖336是從z＝0向著z＝∞的方向成像的所選擇的組織表面的變型C型掃描圖像。但是，投影方向通常不必與x、y或者z軸平行，但是可是由臨床醫(yī)生選擇的任何方向。
成像系統(tǒng)設(shè)計(jì)成能夠提供便于臨床醫(yī)生理解的圖形。如圖7中所示，圖像顯示器將前投影圖(286)定位在中心，將左側(cè)投影圖(291)定位在左手側(cè)，以及將右側(cè)投影圖(292)定位在前投影圖的右手側(cè)。另外，圖像顯示器將頂投影圖(337)顯示在前投影圖的上方，并且將底投影圖(336)顯示在前投影圖的下方。在每一個圖的后面具有顯示圖標(biāo)。顯示圖標(biāo)370、372、374、376和378提供取向并且分別提供相關(guān)的圖286、291、292、337和336的掃描范圍。臨床醫(yī)生可基于提供在各個圖和顯示圖標(biāo)中的信息選擇和預(yù)選掃描參數(shù)和顯示器參數(shù)。該系統(tǒng)接著生成新的圖和相關(guān)的顯示圖標(biāo)，如下面描述的。
圖7A示出了對于30度的偏轉(zhuǎn)角重新計(jì)算的圖7的新的正交圖。左側(cè)投影圖291A和右側(cè)投影圖292A分別對應(yīng)于左側(cè)投影圖291和右側(cè)投影圖292(圖7)。左側(cè)圖標(biāo)372A和右側(cè)圖標(biāo)274A示出了在重新計(jì)算偏轉(zhuǎn)角后的新的顯示區(qū)域。類似地，頂圖標(biāo)376A和底圖標(biāo)378A為臨床醫(yī)生顯示偏轉(zhuǎn)角。
重要的是，成像系統(tǒng)可在平面圖的整個區(qū)域上或者在由臨床醫(yī)生觀察所獲得的平面圖(即，2D切片圖像)后限定的所關(guān)注的區(qū)域上生成投影圖像。如果僅在所關(guān)注的區(qū)域上生成投影圖像，那么每一個圖像包括在所關(guān)注的區(qū)域內(nèi)的投影圖和在所關(guān)注的區(qū)域外部的平面圖(2D切片)。特別是，右側(cè)視圖包括在所關(guān)注的區(qū)域內(nèi)的右側(cè)投影圖和在平面L0處的平面圖。類似地，左側(cè)視圖包括在所關(guān)注的區(qū)域內(nèi)的左側(cè)投影圖和在平面L0處的平面圖。即，圖291和292(或者291A和292A)僅在所關(guān)注的區(qū)域內(nèi)不同，在左側(cè)投影圖和右側(cè)投影圖被生成和顯示的情況下，并且在所關(guān)注的區(qū)域外側(cè)是相同的。
成像系統(tǒng)最初為臨床醫(yī)生提供前視圖和側(cè)視圖。成像系統(tǒng)還提供在掃描體積上的至少一個變型的C型掃描圖像，該變型的C型掃描圖像是垂直于前視圖平面和側(cè)視圖平面的所選擇表面的圖像，V.A臨床醫(yī)生可手動選擇(或者該系統(tǒng)可自動選擇)被顯示在變型的C型掃描圖像中的表面。成像系統(tǒng)實(shí)時地以15Hz以上(最好在20Hz以上，或者在30Hz至100Hz的范圍內(nèi))的幀頻生成這些正交投影圖。
參見圖5、圖5A和圖5B，成像系統(tǒng)包括發(fā)送波束生成器200A和接收波束生成器200B、控制處理器140、包括表面檢測器或者邊界檢測器的圖像生成器250和圖像顯示器。如圖5A中所示，控制處理器140為波束生成器200提供控制數(shù)據(jù)，諸如時限170、掃描線號171和范圍175，從而控制在圖形扇區(qū)內(nèi)的掃描。在另一個實(shí)施例中，發(fā)送波束生成器200A對來自于換能器元件的發(fā)送進(jìn)行定相以在餅形扇區(qū)中在所選擇的角分布上沿著幾個間隔的發(fā)送掃描線發(fā)出超聲波束。在接收模式中，接收波束生成器200B對換能器元件進(jìn)行定相以在所選擇的角分布上沿著一個或者幾個間隔的接收掃描線檢測超聲回波。例如在美國專利US 4,140,022；US 4,893,283；US 5,121,361；或者US 5,469,851中描述了與相控陣列相連的發(fā)送波束生成器和接收波束生成器的操作。
為了限定B型掃描的參數(shù)，控制處理器140接收限定扇區(qū)掃描深度148、幀頻150和方位/標(biāo)高掃描比152的輸入數(shù)據(jù)。扇區(qū)掃描深度限定被檢測的回波的掃描范圍(R)，例如4厘米、8厘米或者10厘米，這取決于換能器陣列相對于所關(guān)注的生理組織的位置。臨床醫(yī)生可根據(jù)所關(guān)注的組織結(jié)構(gòu)選擇幀頻150。對于活動器官的實(shí)時圖像，幀頻必須為每秒至少幾幀以避免由于組織的移動而使圖像模糊。使用者還選擇方位/標(biāo)高掃描比152，方位/標(biāo)高掃描比152使B型掃描在從單個扇區(qū)的大方位掃描(即，在圖像扇區(qū)內(nèi)的掃描線的大角度范圍)到大量扇區(qū)上進(jìn)行的最小方位掃描(即，在大標(biāo)高位移上掃描的每一個扇區(qū)的小角度范圍)的范圍內(nèi)變化。這樣，方位/標(biāo)高掃描比152對于C型掃描提供了底視圖336的底視像高寬比(即，x/y尺寸)和頂視圖337的頂視像高寬比，如圖7中所示。
控制處理器140根據(jù)優(yōu)選的扇區(qū)掃描深度、幀頻、方位/標(biāo)高掃描比計(jì)算每一個扇區(qū)的掃描線之間的角間隔和掃描線(171)的號碼?；诔跏贾?，處理器140分配最大可能的掃描線號和最大可能的扇區(qū)。特別是，處理器140計(jì)算掃描扇區(qū)之間的角間隔，即，扇區(qū)角(173)和扇區(qū)(174)的號碼?？刂铺幚砥?40為波束生成器200提供這些數(shù)值。
控制處理器140選擇由波束生成器200執(zhí)行的掃描順序。發(fā)送波束生成器在對每一個扇區(qū)計(jì)算的范圍內(nèi)沿著掃描線引導(dǎo)定相超聲波束的發(fā)送。對于每一個發(fā)送的掃描線，接收波束生成器對換能器元件進(jìn)行定相以沿著相應(yīng)的接收掃描線檢測超聲回波。或者，接收波束生成器合成來自于在所選擇的角分布上間隔的幾個接收掃描線的掃描數(shù)據(jù)，例如在1998年3月24日提出的序號為No.09/046,437、標(biāo)題為“提高相控陣列成像系統(tǒng)的幀頻”的美國申請中描述的，序號為No.09/046,437的美國申請?jiān)谶@里引入作為參考。利用帶有頻率為高達(dá)10MHz的中心頻率的60％以下的通頻帶的濾波器對RF數(shù)據(jù)進(jìn)行濾波，所述通頻帶的頻率最好為在5MHz至7MHz的范圍內(nèi)的中心頻率的35％。
控制處理器140接收時間增益補(bǔ)償(TGC)輸入142、橫向增益補(bǔ)償(LGC)輸入144和由臨床醫(yī)生提供的或者存儲在存儲器中的標(biāo)高增益補(bǔ)償(EGC)輸入146。TGC(時間增益補(bǔ)償)控制通常在不連續(xù)的步驟中調(diào)節(jié)作為與換能器陣列之間的距離的函數(shù)的接收頻道增益。TGC控制補(bǔ)償了超聲波在通過媒體傳播時的衰減。LGC(橫向增益補(bǔ)償)控制改變了作為特定掃描線的方位位移的函數(shù)的接收頻道增益，但沿著掃描線的增益不受與換能器陣列之間的距離的影響。在由于該組織的解剖結(jié)構(gòu)而使超聲信號在特定區(qū)域減小的情況下，或者在患者中的組織取向?qū)е禄夭ㄐ盘柧哂凶兓膹?qiáng)度的情況下，LGC控制是需要的。EGC(標(biāo)高增益補(bǔ)償)控制改變作為標(biāo)高位移的函數(shù)的接收頻道增益，即，調(diào)節(jié)一個所選擇的掃描扇區(qū)(即，掃描圖)的增益。使用者也可以手動的方式重新調(diào)節(jié)TGC、LGC和EGC以使圖像“看起來”更好。
參見圖5，接收波束生成器200B為圖像生成器提供檢測的RF回波信號，圖像生成器包括時間增益補(bǔ)償器(TGC)262、橫向增益補(bǔ)償器(LGC)264以及標(biāo)高增益補(bǔ)償器(EGC)266，圖像生成器進(jìn)行上述的校正。EGC266為B型掃描信號處理器272、C型掃描信號處理器315和邊界檢測器302和322提供補(bǔ)償信號。
或者，利用合理增益補(bǔ)償(RGC)代替TGC262、LGC264和EGC266，在美國專利US 5,195,521和在“Rational Gain Compensation forAttenuation in Cardiac Ultrasonography，”Ultrasonic Imaging，第5卷，第214-228頁(1983年)中對合理增益補(bǔ)償(RGC)進(jìn)行了描述。RGC在區(qū)分血液和心臟組織時補(bǔ)償衰減。RGC利用一個閾值，在低于該閾值時反向散射信號被限定為“零”，改變血液和心臟組織的信號增益。在這種情況下，反向散射信號來自于血液。
參見圖5，圖像生成器包括能夠接收來自于包絡(luò)檢測器274和317的濾波和補(bǔ)償數(shù)據(jù)的后處理器276和318。后處理器276和318通過將數(shù)據(jù)繪制到一組選擇曲線上控制每一個數(shù)據(jù)點(diǎn)的對比度。在將對比度級分配給每一個數(shù)據(jù)點(diǎn)后，可使用掃描線緩沖器臨時保存掃描線的數(shù)據(jù)。
圖像生成器包括掃描線數(shù)據(jù)體存儲器278和邊界數(shù)據(jù)體存儲器280。掃描線數(shù)據(jù)體存儲器278接收處理過的回波數(shù)據(jù)并且還從處理器140接收顯示線號172、扇區(qū)號174和范圍175。數(shù)據(jù)體存儲器278通過將一個號分配給每一個扇區(qū)以及在方位方向上將另一個號分配給每一個掃描線。存儲在數(shù)據(jù)體存儲器278中的數(shù)據(jù)矩陣的尺寸取決于聲幀頻。每一個掃描周期(即，聲幀)利用在由方位范圍和標(biāo)高范圍所描繪的掃描體積上所獲取的數(shù)據(jù)充填數(shù)據(jù)矩陣。掃描線號對應(yīng)于數(shù)據(jù)體矩陣中的列號。扇區(qū)號對應(yīng)于數(shù)據(jù)體矩陣中的行號。掃描范圍數(shù)據(jù)對應(yīng)于在該數(shù)據(jù)體矩陣中的列高度。數(shù)據(jù)體存儲器278提供其輸出279以觀察處理器285和290。
邊界數(shù)據(jù)體存儲器280還接收被處理的回波數(shù)據(jù)以及來自于多數(shù)票決處理器308的數(shù)據(jù)。邊界數(shù)據(jù)體存儲器280還接收來自于處理器140的顯示線號173、扇區(qū)號174、范圍175和B型掃描表面對比度179。數(shù)據(jù)體存儲器280還以矩陣的形式存儲數(shù)據(jù)。數(shù)據(jù)體存儲器280提供其輸出281以觀察處理器285和290。
方位圖插值處理器285和標(biāo)高圖插值處理器290接收來自于存儲器278和存儲器280的數(shù)據(jù)和來自于B型掃描邊緣指示器310和C型掃描邊緣指示器330的數(shù)據(jù)。根據(jù)圖輸入，插值處理器285和290分別生成所選擇的前視圖和所選擇的側(cè)視圖。前視圖和側(cè)視圖被提供給顯示平面存儲器300，顯示平面存儲器300又將視頻信號350提供給視頻顯示器。根據(jù)B型掃描數(shù)據(jù)，臨床醫(yī)生可選擇包括所選擇的組織區(qū)域的區(qū)域。臨床醫(yī)生通過設(shè)定距離選通門或者在成像組織周圍限定所關(guān)注的區(qū)域(ROI)選擇所關(guān)注的組織。
成像系統(tǒng)被設(shè)計(jì)成自動工作或者與臨床醫(yī)生相互作用的形式。臨床醫(yī)生可通過看前平面圖或者側(cè)平面圖(即，B型掃描圖像)繪制所關(guān)注的區(qū)域的輪廓。基于所繪制的輪廓(或者其它輸入)，控制處理器140將ROI(所關(guān)注的區(qū)域)周長輸入153轉(zhuǎn)換成范圍175，ROI標(biāo)示和門控176。它們可被顯示在視頻顯示器上以顯示一個區(qū)域的輪廓。它們也可被提供給邊界檢測器302和邊界檢測器322以響應(yīng)于來自于ROI內(nèi)的點(diǎn)的回波進(jìn)行表面(邊界)檢測。這樣，能夠使表面檢測器(即，至少一個邊界檢測器302或者322)在ROI周長內(nèi)建立投影圖形區(qū)域，從而使表面檢測器進(jìn)行表面顯現(xiàn)。
注意到組織表面或者組織結(jié)構(gòu)通常在單個平面圖或者圖范圍內(nèi)和外波動是重要的。幾種現(xiàn)有技術(shù)所涉及的超聲系統(tǒng)可僅以2D切片或者平面的形式顯示回波數(shù)據(jù)。這樣的平面圖可提供具有隨機(jī)的區(qū)域拼湊。本發(fā)明認(rèn)為，臨床醫(yī)生顯現(xiàn)或者理解這樣的平面圖像可能是困難的，特別是當(dāng)換能器陣列沒有與所關(guān)注的表面完全對準(zhǔn)時。為了解決這個問題，本發(fā)明的成像系統(tǒng)利用平面成像和投影成像來顯現(xiàn)組織表面并且通常顯現(xiàn)患者體內(nèi)的三維解剖結(jié)構(gòu)(包括治療裝置、診斷裝置、矯正裝置、血管支架等)。
如圖5B中所示，B型掃描邊界檢測器302包括信號處理器304、組織指示器306、多數(shù)票決處理器308和邊緣指示器310。美國專利US5,195,521(該文獻(xiàn)在這里引入作為參考)披露了一種多數(shù)票決(majority vote)電路和用于生成ROI(所關(guān)注的區(qū)域)的電路。控制處理器140為邊界檢測器302提供ROI啟用輸出176、線號輸出171和扇區(qū)號輸出174。信號處理器304根據(jù)RF數(shù)據(jù)獲得對來自于組織的回波和來自于血液的回波之間的差異敏感的特征以提高組織邊界定位的精度。該特征是來自于組織和來自于血液的整體反向散射的振幅。信號處理器304確定整體反向散射的振幅并且將其提供給組織指示器306。(或者，組織指示器306可直接接收回波RF數(shù)據(jù)。)組織指示器306根據(jù)回波來自于組織或者血液的判斷輸出1或者0的信號。多數(shù)票決處理器308確定在掃描扇區(qū)內(nèi)的各個掃描線的大多數(shù)信號是0或者1。即，多數(shù)票決處理器308在每一個范圍處產(chǎn)生一個關(guān)于由組織指示器306所提供的信號表示來自于組織的回波或者來自于血液的回波的信號指示。多數(shù)票決處理器308對于包括當(dāng)前正在掃描的線的大多數(shù)連續(xù)掃描線產(chǎn)生該信號。如果指示器306對于大多數(shù)線輸出表示在一個范圍內(nèi)的反射來自于組織的信號，那么多數(shù)票決處理器308輸出表示反射來自于組織這樣情況的信號。類似地，如果指示器306對于大多數(shù)線輸出不同的信號，那么多數(shù)票決處理器308輸出另一個表示反射來自于血液這樣情況的信號。
邊緣指示器310隨著由多數(shù)票決處理器308提供的信號的變化而變化以產(chǎn)生用于形成在該圖像中的腔或者室的輪廓線的短脈沖。特別是，邊緣指示器310包括邊緣指示器電路(在美國專利US 5,195,521中所描述的)，無論多數(shù)票決處理器308的輸出何時從高電平變?yōu)榈碗娖?，邊緣指示器電路例如?微秒的時間內(nèi)輸出高邏輯電平，反之亦然。來自于邊緣指示器310的輸出312被提供給處理器285和290以使B型掃描邊界加亮。另外，來自于多數(shù)票決處理器308的輸出309被提供給上述邊界數(shù)據(jù)體存儲器280。
C型掃描邊界檢測器322以與B型掃描邊界檢測器302類似的方式工作。C型掃描邊界檢測器322包括信號處理器324、組織指示器326、多數(shù)票決處理器328和邊緣指示器330?？刂铺幚砥?40為邊界檢測器322提供距離選通啟用輸出177、線號輸出171和扇區(qū)號輸出174。信號處理器324根據(jù)RF數(shù)據(jù)獲得來自于組織和來自于血液的整體反向散射的振幅并且將其提供給組織指示器326。組織指示器326根據(jù)回波來自于組織或者血液的判斷輸出1或者0的信號。多數(shù)票決處理器328確定在掃描扇區(qū)內(nèi)的各個掃描線的大多數(shù)信號是0或者1。即，多數(shù)票決處理器328在每一個范圍處產(chǎn)生一個關(guān)于由組織指示器326所提供的信號表示來自于組織的回波或者來自于血液的回波的信號指示。
如對于邊緣指示器310所述的，邊緣指示器330隨著由多數(shù)票決處理器328提供的信號的變化而變化以產(chǎn)生用于形成在該圖像中的腔或者室的輪廓線的短脈沖。特別是，無論多數(shù)票決處理器328的輸出何時從高電平變?yōu)榈碗娖剑患?，檢測回波從組織變化到血液，邊緣指示器330輸出高邏輯電平，反之亦然。來自于邊緣指示器330的輸出332被提供給處理器285和290以使C型掃描邊界加亮。另外，來自于多數(shù)票決處理器328的輸出329被提供給選通峰值檢測器320。
參見圖5C，選通峰值檢測器320提供跟隨位于所選擇的ROI或者范圍內(nèi)的所選擇的組織表面的C型掃描數(shù)據(jù)。采樣器352接收來自于后處理器318的輸出319并將采樣的數(shù)據(jù)提供給保持電路356和延遲電路360。另外，多數(shù)票決處理器328的輸出329被提供給正觸發(fā)器比較器354和負(fù)觸發(fā)器比較器358。當(dāng)多數(shù)票決處理器328檢測近組織表面時，正觸發(fā)器比較器354為保持電路356提供啟用信號，保持電路356又將其輸出357提供給近/遠(yuǎn)表面電路364。
臨床醫(yī)生利用輸入162選擇頂視圖或者底視圖，并且控制處理器140將近/遠(yuǎn)表面輸出184提供給近/遠(yuǎn)表面電路364，近/遠(yuǎn)表面電路364用作一個開關(guān)。當(dāng)多數(shù)票決處理器328正在檢測遠(yuǎn)表面時，負(fù)觸發(fā)器比較器358為保持電路362提供啟用信號，保持電路362又將其輸出363提供給近/遠(yuǎn)表面電路364。近/遠(yuǎn)表面電路364接收來自于控制處理器140的近/遠(yuǎn)表面值184。根據(jù)近/遠(yuǎn)表面輸出184，近/遠(yuǎn)開關(guān)為偏轉(zhuǎn)角調(diào)節(jié)處理器335以及對比度調(diào)節(jié)處理器340提供信號357或者363。即，近/遠(yuǎn)開關(guān)364確定選通峰值檢測器320發(fā)送來自于RF信號的正向邊緣的大數(shù)值或者發(fā)送來自于RF信號的負(fù)向邊緣的大數(shù)值。這樣，系統(tǒng)生成了頂視圖和底視圖(都是變型的C型掃描圖像)的數(shù)據(jù)。
如上所述，選通峰值檢測器320從RF信號中選擇近或者遠(yuǎn)表面數(shù)據(jù)并將其發(fā)送給偏轉(zhuǎn)角調(diào)節(jié)處理器335。對于零度調(diào)節(jié)(即，偏轉(zhuǎn)角調(diào)節(jié)輸出183等于零)，那么該數(shù)據(jù)未經(jīng)改變地被提供給對比度調(diào)節(jié)處理器340。對比度調(diào)節(jié)處理器340對于底視圖和頂視圖(即，兩個C型掃描圖像)進(jìn)行單獨(dú)的對比度調(diào)節(jié)。臨床醫(yī)生提供C型掃描對比度輸入156，控制處理器140根據(jù)C型掃描對比度輸入156提供C型掃描輸出178。例如，組織可以白線的形式在前視圖和側(cè)視圖(B型掃描橫截面)上被看到，但是臨床醫(yī)生可能想以灰色的形式觀察以在底視圖中尋找界標(biāo)、損傷或者治療裝置。C型掃描對比度產(chǎn)生了真實(shí)的組織表面狀況。在對比度調(diào)節(jié)后，對比度調(diào)節(jié)處理器340為縮放調(diào)節(jié)處理器345提供對比度調(diào)節(jié)數(shù)據(jù)?？s放調(diào)節(jié)處理器345以一定比例繪制對比度調(diào)節(jié)數(shù)據(jù)以用于前視圖和側(cè)視圖(即，B型掃描圖像)上并且為視頻顯示器存儲器300提供數(shù)據(jù)。
超聲成像系統(tǒng)10提供六個自由度以獲得和調(diào)節(jié)圖像。電子調(diào)節(jié)提供三個自由度以獲得所選擇的圖取向。另外三個自由度來自于換能器陣列42相對于所選擇的組織結(jié)構(gòu)的空間取向。通過聯(lián)接圖3至圖3B中所示的聯(lián)接區(qū)域34使換能器陣列42定向。聯(lián)接改變掃描體積的取向，從而如圖4A至圖4E中所示，改變前視圖、側(cè)視圖和底視圖的取向。圖像生成器250提供可推斷的和便于理解的三維組織結(jié)構(gòu)圖。
可通過為控制處理器140提供新的輸入值以電子的方式使正交投影圖286、291和292重新定位。在觀察前視圖286(或者后視圖)和側(cè)視圖291或者292后，臨床醫(yī)生可通過輸入關(guān)于掃描扇區(qū)深度148、幀頻150、或者方位與標(biāo)高掃描比152以電子的方式改變或者使掃描體積V重新定位，從而進(jìn)行另一個掃描。或者，臨床醫(yī)生可通過改變新的掃描的間距補(bǔ)償158或者滾動補(bǔ)償159來重新選擇成像組織。間距補(bǔ)償在方位方向上改變掃描線。滾動補(bǔ)償改變線相對于換能器陣列42的標(biāo)高，從而如圖4中所示，改變各個圖像扇區(qū)的位置。這樣，臨床醫(yī)生可在以所關(guān)注的組織為中心的較小的數(shù)據(jù)體上引導(dǎo)掃描。通過在較小的體積上進(jìn)行掃描，該系統(tǒng)能夠通過提高幀頻來改善活動器官的實(shí)時成像，這是由于它收集了較少的數(shù)據(jù)點(diǎn)。或者，該系統(tǒng)在較少的體積上收集相同數(shù)量的數(shù)據(jù)點(diǎn)以提高分辨率。
成像系統(tǒng)10使用幾個圖標(biāo)來提供可理解的圖像。參見圖5、圖5A和圖7，方位圖標(biāo)生成器289接收間距調(diào)節(jié)181并且提供數(shù)據(jù)以顯示前視圖的前方位圖標(biāo)370(或者后視圖的后方位圖標(biāo))。標(biāo)高圖標(biāo)生成器299接收滾動調(diào)節(jié)182并且提供數(shù)據(jù)以顯示左圖291的左標(biāo)高圖標(biāo)372(在圖7中所示)和右圖292的右標(biāo)高圖標(biāo)374。偏轉(zhuǎn)角圖標(biāo)生成器346接收偏轉(zhuǎn)角調(diào)節(jié)183并且提供數(shù)據(jù)以顯示表示偏轉(zhuǎn)角取向的頂圖標(biāo)376和底圖標(biāo)378(圖7)。臨床醫(yī)生使用圖標(biāo)能夠更好地理解圖像。另外，臨床醫(yī)生使用圖標(biāo)將聲束操控和引導(dǎo)到所關(guān)注的選擇值或者相對于換能器陣列42的取向使圖像定位和定向。
成像系統(tǒng)10也可以電子的方式改變正射投影圖(即，前、后、側(cè)、頂和底視圖)的表示。在觀察前視圖和側(cè)視圖(如圖7中所示)后，臨床醫(yī)生可通過改變偏轉(zhuǎn)角補(bǔ)償160改變圖的取向。偏轉(zhuǎn)角輸出183被提供給處理器285、290和335，處理器285、290和335對前、側(cè)、頂和底視圖重新計(jì)算。重新計(jì)算的前視圖286A、左側(cè)視圖291A、右側(cè)視圖292A、頂視圖337A和底視圖336A如圖7A中所示。另外，方位圖標(biāo)生成器289提供數(shù)據(jù)以顯示前視圖方位側(cè)視圖370A，標(biāo)高圖標(biāo)生成器299提供數(shù)據(jù)以顯示左圖標(biāo)高圖標(biāo)372和右圖標(biāo)高圖標(biāo)374A。偏轉(zhuǎn)角圖標(biāo)生成器346提供數(shù)據(jù)以顯示頂視標(biāo)376A和底視標(biāo)378A。
偏轉(zhuǎn)角調(diào)節(jié)通常需要插值以生成新的掃描線平面。這些是利用數(shù)據(jù)體矩陣由最近的一組掃描線產(chǎn)生的以產(chǎn)生新的數(shù)據(jù)平面(即，扇區(qū))。該插值方法使用與由能夠?qū)O坐標(biāo)數(shù)據(jù)轉(zhuǎn)換成顯示器所用的進(jìn)行坐標(biāo)數(shù)據(jù)的實(shí)時2D系統(tǒng)進(jìn)行的掃描轉(zhuǎn)換方法相同的原理(例如，見美國專利US 4,468,747或者US 5,197,037)。每一個重新計(jì)算的數(shù)據(jù)平面可被存儲在與處理器285和290相關(guān)的存儲器中。該重新計(jì)算的數(shù)據(jù)平面被提供給視頻顯示器平面存儲器300，接著利用信號350將其提供給視頻監(jiān)視器(如圖5中所示)。掃描轉(zhuǎn)換器288和298將獲得的關(guān)于R、θ的超聲數(shù)據(jù)轉(zhuǎn)換成用于方位和標(biāo)高平面的XY格式。掃描轉(zhuǎn)換器288和298的構(gòu)成如在美國專利US 4,468,747；US 4,471,449或者US 5,197,037；或者“Ultrasound Imagingan Overview”和“A Scan Conversion Algorithmfor Displaying Ultrasound Images”，1983年10月的Hewlett-PackardJournal，中所描述的。
重要的是，整個系統(tǒng)提供六個自由度以獲得和產(chǎn)生高質(zhì)量圖像。成像探頭12提供三個自由度以使換能器陣列42相對于被檢查的組織定位。通過聯(lián)接、轉(zhuǎn)動和移動遠(yuǎn)端部分30，臨床醫(yī)生將換能器陣列42操控到所選擇的位置并且使陣列42相對于被檢查的組織定位。成像電子器件通過選擇間距、滾動和偏轉(zhuǎn)角數(shù)值提供另外三個自由度以產(chǎn)生圖像。顯示系統(tǒng)可根據(jù)存儲在存儲器中的所收集的掃描數(shù)據(jù)產(chǎn)生用于不同偏轉(zhuǎn)角數(shù)值的新(重新定向的)圖像。顯示器格式總是從一個位置(或者位置范圍)到另一個是可推斷的并且便于臨床醫(yī)生聯(lián)接，如下面描述的。臨床醫(yī)生將由于TEE(經(jīng)食道)或者經(jīng)鼻的TEE探頭以及提供圖像的解剖結(jié)構(gòu)校正取向的新穎的顯示系統(tǒng)的新穎的探頭設(shè)計(jì)而理解三維結(jié)構(gòu)(實(shí)時)。該新穎的探頭設(shè)計(jì)具有位于如圖9A至圖14C中所示的餅狀圖像的頂點(diǎn)處的換能器陣列42的中心線。
參見圖8，在收集數(shù)據(jù)之前，臨床醫(yī)生將引導(dǎo)具有導(dǎo)入器135的經(jīng)食道的探頭通過嘴130、咽喉132進(jìn)入到食道380中。在探頭和導(dǎo)入器經(jīng)過懸壅垂133后，探頭的遠(yuǎn)端部分50位于GI軌跡內(nèi)的需要位置處。帶有換能器陣列42的遠(yuǎn)端部分50可位于食道內(nèi)，如圖8B中所示，或者位于胃的底部，如圖8C中所示。為了對心臟成像，發(fā)送波束生成器使發(fā)射的脈沖聚焦在較大的深度處，并且接收波束生成器檢測來自于距離10-20厘米遠(yuǎn)的結(jié)構(gòu)的回波，與例如在插入到心臟中的血管內(nèi)導(dǎo)管中所用的范圍相比，其范圍遠(yuǎn)很多。
或者，如圖8A中所示，臨床醫(yī)生將帶有鼻導(dǎo)入器136的經(jīng)鼻經(jīng)食道的探頭引導(dǎo)到左鼻孔134(或者右鼻孔)中，接著使它們在鼻咽中移動，經(jīng)過懸壅垂133進(jìn)入到食道380中。鼻導(dǎo)入器136具有較大的內(nèi)徑并且具有較薄的柔軟的壁。在導(dǎo)入程序中，經(jīng)鼻的TEE探頭可支撐鼻導(dǎo)入器136的護(hù)套。兩個元件都是彎曲的以與患者的鼻咽管的內(nèi)部幾何形狀相符。在導(dǎo)入后，經(jīng)鼻的TEE探頭在食道380中向下移動并且?guī)в袚Q能器陣列的遠(yuǎn)端位于GI軌跡內(nèi)的需要位置處。
與TEE成像探頭類似，經(jīng)鼻的TEE探頭位于食道內(nèi)(如圖8B中所示)或者位于胃381的底部(如圖8C中所示)并且其取向能夠?qū)λP(guān)注的組織成像。在每一種情況下，成像系統(tǒng)產(chǎn)生幾個新穎類型的圖像。成像系統(tǒng)特別適用于利用靠近檢查范圍對附近的組織成像，這是由于它能夠提供關(guān)于活動器官諸如心臟的實(shí)時成像。
參見圖8B和圖8C，成像探頭可對醫(yī)療裝置成像，諸如被插入心臟中的氣囊導(dǎo)管或者切除導(dǎo)管。切除導(dǎo)管400(例如，由Medtronics，Inc.，Sunnyvale，CA制造的導(dǎo)管)被插入到左心室394中，其遠(yuǎn)端部分402位于心肌399的內(nèi)表面附近或者其上。臨床醫(yī)生將理解三維結(jié)構(gòu)(實(shí)時)，這是由于上述的探頭新穎設(shè)計(jì)而導(dǎo)致的。新穎的顯示系統(tǒng)提供操作鍵圖7和圖7A中所述的正射投影圖的解剖結(jié)構(gòu)校正取向。
圖9A是人類心臟沿著其長軸線的橫截面圖，并且圖9B是沿著心臟的短軸線的橫截面圖。圖9A至圖9D沒有被顯示在成像系統(tǒng)的視頻顯示器上，但是這里提供是為了便于說明。圖9A和圖9B示出了位于食道380中(圖8B)的探頭12的遠(yuǎn)端部分30(如圖1和圖2中所示)以及也位于右心室386內(nèi)的切除導(dǎo)管400的遠(yuǎn)端部分402。
成像系統(tǒng)使用換能器陣列42收集回波數(shù)據(jù)并且提供其正射投影圖(即，具有相互之間基本上垂直的取向的圖)，如圖10A、圖10B和圖10C中所示。這三個正射投影圖是前視圖420、左側(cè)視圖450和頂視圖470，它們?yōu)榫哂性谒P(guān)注的區(qū)域內(nèi)或者所關(guān)注的范圍內(nèi)的投影圖的平面圖。成像系統(tǒng)的視頻顯示器顯示每一個正射投影圖和相關(guān)的圖標(biāo)，如參照圖7和圖7A中所述的。在下面的描述中，我們利用投影圖的標(biāo)準(zhǔn)定義，例如在Engineering Drawing and Geometry，由R.P.Holster所著，John Weily & Sons，Inc.，1961年中提供的。
參見圖9A，以相控陣列模式操作的換能器陣列42在由線412和413和范圍距離414所繪制的方位角范圍上收集回波數(shù)據(jù)。圖10A示出了相應(yīng)的前視圖420和前視標(biāo)430。前視標(biāo)430包括陣列軸線432并且示出了對應(yīng)于方位角范圍的前視場434。陣列軸線432示出了對于偏轉(zhuǎn)角調(diào)節(jié)243的所選擇的數(shù)值(圖7A)的換能器陣列42的縱向軸線。在圖10A中，前視圖420示出了位于將右心室386和左心室394分離的隔膜388(如圖9A中所示)的近表面(頂表面)389上的切除導(dǎo)管400的遠(yuǎn)端部分402。前視圖420還部分地示出了在左心室394和主動脈396之間的主動脈瓣395。臨床醫(yī)生可設(shè)定門控416和417以及ROI標(biāo)示415的位置。
參見圖9B和圖10B，成像系統(tǒng)還可通過在由線445和446以及ROI標(biāo)示448繪制的所選擇的仰角范圍上收集回波數(shù)據(jù)來產(chǎn)生左側(cè)視圖450。換能器陣列42(圖9A)在選擇數(shù)量的圖像扇區(qū)上收集回波數(shù)據(jù)，其中線470表示前視圖平面的位置。左側(cè)視圖450顯示了左心室394的一部分、右心室386、隔膜388和位于隔膜388的右心室表面389上的導(dǎo)管400的遠(yuǎn)端部分402。參見圖10B，左標(biāo)460示出了可用側(cè)視場462和仰角范圍464，在側(cè)視場462和仰角范圍464內(nèi)獲取圖像扇區(qū)。
圖9C和圖9D是人類心臟的投影圖。圖9D示出了顯示如在圖9A和圖9B中所限定的范圍(即，門控416和417)內(nèi)切除導(dǎo)管的遠(yuǎn)端部分402和隔膜388的表面389的頂部剖面圖。相應(yīng)的圖10C顯示了由在距離選通門416和417內(nèi)的B型掃描數(shù)據(jù)所產(chǎn)生的C型掃描投影頂視圖470，并且顯示了頂視標(biāo)490。頂視圖470示出了位于隔膜388的近表面389上的導(dǎo)管400的遠(yuǎn)端部分402。距離選通門416和417和角范圍線412、413、445和446限定了頂視圖470的面積。頂視圖470的面積不等于陰影面積，這是由于隔膜388的近表面389的曲率導(dǎo)致的。圖10C還顯示了頂視標(biāo)490，頂視標(biāo)490包括矩形陣列492和陣列軸線494。軸線494相對于矩形區(qū)域492的邊的角度表示頂視圖470的偏轉(zhuǎn)角，其中在這種情況下，偏轉(zhuǎn)角等于零。
圖11A和圖11B示出了與圖9A和圖9B類似的心臟的橫截面圖。成像系統(tǒng)顯示了相應(yīng)的前視圖420A(如圖12A中所示)和左側(cè)視圖450A(如圖12B中所示)。但是，在圖12A和圖12B中所示的圖像中，成像系統(tǒng)使用與圖10A和圖10B中所示的不同的距離選通門416和417和角范圍線412、413、445和446的數(shù)值，這是由于導(dǎo)管400的遠(yuǎn)端部分目前位于左心室394內(nèi)。另外，成像系統(tǒng)顯示了底視圖500(如圖12C中所示)，而不是頂視圖470(如圖10C中所示)，在設(shè)定如圖12A和圖12B中所示的距離選通門416A和417A后。
圖11A是心臟沿著長軸截面的橫截面圖。成像系統(tǒng)收集回波數(shù)據(jù)并且產(chǎn)生前正射投影圖420A，如圖12A中所示。該系統(tǒng)使用一個由線412A和413A所繪制的新的方位角范圍，其小于投影圖420所用的方位角范圍。選擇較小的方位角范圍是由于所關(guān)注的表面距離陣列42較遠(yuǎn)。通常，在相控陣列模式中，與較遠(yuǎn)的區(qū)域相比，成像系統(tǒng)利用較大的方位角和仰角范圍對靠近陣列42的所關(guān)注的區(qū)域成像。
參見圖12A，前視圖420A顯示了隔膜388、導(dǎo)管400的遠(yuǎn)端部分402、左心室394、二尖瓣392和主動脈瓣395的一部分，所有這些都在范圍414A內(nèi)。前視圖420A可顯示導(dǎo)管400的遠(yuǎn)端部分402，例如在心肌組織的切除或者血管再造的過程中。圖12A還顯示了前視標(biāo)430A，前視標(biāo)430A包括與對應(yīng)于由線412A和413A限定的方位角范圍的實(shí)際前視場434A成一定角度的陣列軸線432A。前視標(biāo)430A包括對應(yīng)于最大方位角范圍的用前視場436A。圖11B是心臟沿著短軸的橫截面圖。圖11B示出了探頭12的遠(yuǎn)端部分30(位于食道380內(nèi))和位于左心室394內(nèi)的切除導(dǎo)管400的遠(yuǎn)端部分402。
圖12B顯示了左側(cè)視圖450A和左側(cè)視標(biāo)460A。成像系統(tǒng)產(chǎn)生左側(cè)視圖450A，左側(cè)視圖450A示出了充有含氧的血液的左心室394的一部分、充有脫氧的血液的右心室386的一部分。導(dǎo)管400的遠(yuǎn)端部分402在距離選通門416A和417A內(nèi)位于隔膜388的遠(yuǎn)表面389A(底表面)附近。左側(cè)視標(biāo)460A示出了可用側(cè)視場462A和實(shí)際側(cè)視場464A。實(shí)際側(cè)視場464A顯示由換能器陣列42發(fā)出的線的仰角范圍，它是由線445A和446A繪制的?？捎脗?cè)視場462A對應(yīng)于最大仰角范圍。
圖11C和圖11D是人類心臟的投影圖。圖11C示出了顯示如在圖12A和圖12B中所限定的范圍內(nèi)的遠(yuǎn)端部分402和隔膜388的底表面389A的底部剖面圖。圖12C顯示了由在距離選通門416A和417A內(nèi)的B型掃描數(shù)據(jù)所產(chǎn)生的C型掃描投影底視圖500。底視圖500示出了位于隔膜388的遠(yuǎn)表面389A(左心室表面)上的遠(yuǎn)端部分402。距離選通門416A和417A和角范圍線412A、413A、445A和446A限定了圖12C中所示的底視圖500的面積。底視圖500的面積不等于陰影面積，這是由于近表面389A的曲率導(dǎo)致的。圖12C還顯示了底視標(biāo)520，底視標(biāo)520包括矩形陣列522和陣列軸線524。軸線524相對于矩形區(qū)域522的邊的角度表示底視圖500的偏轉(zhuǎn)角，其中在這種情況下，偏轉(zhuǎn)角等于零。
成像系統(tǒng)的視頻顯示器顯示了上述正射投影圖和總處于相同位置的相關(guān)圖標(biāo)，如圖7中所示。每一個圖像和圖標(biāo)的便利定位使臨床醫(yī)生更容易對于成像組織的實(shí)際解剖結(jié)構(gòu)的圖像進(jìn)行校正。在提供另一個偏轉(zhuǎn)角數(shù)值160(圖5和圖5A)后，圖像生成器對所有的正射投影圖進(jìn)行重新計(jì)算并且將它們顯示在標(biāo)準(zhǔn)位置處。圖標(biāo)生成器289、299和346對圖標(biāo)430A、460A和520的數(shù)據(jù)進(jìn)行重新計(jì)算，所有這些圖標(biāo)被再次顯示在標(biāo)準(zhǔn)位置處。顯示的圖像具有解剖結(jié)構(gòu)校正取向。
圖13A和圖13B示出了與圖11A和圖11B中所示的類似的心臟的橫截面圖。但是，在圖13A和圖13B中，成像系統(tǒng)使用距離選通門416B和417B和角范圍線412B、413B、445B和446B，這是由于導(dǎo)管400的遠(yuǎn)端部分402目前位于左心室394內(nèi)的組織表面399上。成像系統(tǒng)基于圖14A和圖14B中的距離選通門的設(shè)定顯示頂視圖470B(如圖14C中所示)。
圖13A和圖13B示出了位于右心室386中的探頭12的遠(yuǎn)端部分30和位于左心室394內(nèi)的切除導(dǎo)管400的遠(yuǎn)端部分402。如上所述，成像系統(tǒng)使用換能器陣列42收集回波數(shù)據(jù)并且產(chǎn)生如圖14A、圖14B和圖14C中所示的正射投影圖。視頻顯示器在如圖7和圖7A中所示的預(yù)定位置處顯示正射投影圖和相關(guān)圖標(biāo)。
特別是，圖14A示出了截面圖420B和前視標(biāo)430B。前視圖420B示出了位于組織表面399上的導(dǎo)管遠(yuǎn)端部分402。前視圖420B還示出了在左心室394和左心房390之間的二尖瓣392。臨床醫(yī)生可設(shè)定門控416B和417B和ROI標(biāo)示415B的位置。前視標(biāo)430B顯示了陣列軸線432B以及可用前視場436B和實(shí)際前視場434B。實(shí)際前視場434B對應(yīng)于由線412B和413B限定的方位角范圍，而可用前視場436B對應(yīng)于最大方位角范圍。實(shí)際前視場434B和可用前視場436B之間的關(guān)系顯示間距調(diào)節(jié)181(圖5A)。相對于實(shí)際前視場434B的陣列軸線432B表示偏轉(zhuǎn)角調(diào)節(jié)183的所選擇的數(shù)值(圖5A)。
參見圖13A和圖14B，成像系統(tǒng)還可通過在由線445B和446B以及ROI標(biāo)示448B繪制的所選擇的仰角范圍上收集回波數(shù)據(jù)來產(chǎn)生左側(cè)視圖450B。左側(cè)視圖450B顯示了隔膜388的一部分和位于左心室表面399上的遠(yuǎn)端部分402。參見圖13B，左標(biāo)460B示出了可用側(cè)視場462B和實(shí)際側(cè)視場464B，實(shí)際側(cè)視場464B對應(yīng)于獲取圖像扇區(qū)的仰角?？捎脗?cè)視場462B和實(shí)際側(cè)視場464B之間的關(guān)系顯示滾動調(diào)節(jié)182(圖5A)。
圖13C和圖13D是人類心臟的投影圖。圖13D示出了探頭12的遠(yuǎn)端部分30和位于心臟表面上的切除導(dǎo)管400的遠(yuǎn)端部分402的頂部剖面圖。圖14C顯示了由在距離選通門416B和417B內(nèi)的B型掃描數(shù)據(jù)所產(chǎn)生的C型掃描投影頂視圖470B，并且顯示了頂視標(biāo)490B。頂視圖470B示出了位于表面399附近的導(dǎo)管遠(yuǎn)端部分402和二尖瓣392的一部分。距離選通門416B和417B和角范圍線412B、413B、445B和446B限定了頂視圖470B的面積。圖14C還顯示了頂視標(biāo)490B，頂視標(biāo)490B包括矩形陣列492B和陣列軸線494B。軸線494B相對于矩形區(qū)域492B的邊的角度表示頂視圖470B的偏轉(zhuǎn)角。
其它的實(shí)施例在下列權(quán)利要求中
權(quán)利要求
1.一種用于生理組織成像的半侵入式的超聲成像系統(tǒng)，其包括探頭，所述探頭包括帶有遠(yuǎn)端的細(xì)長主體，所述遠(yuǎn)端包括二維超聲換能器陣列；發(fā)送波束生成器，所述發(fā)送波束生成器與該換能器陣列相連并且構(gòu)造成在所選擇的方位范圍和所選擇的位置標(biāo)高范圍上發(fā)送超聲波束；接收波束生成器，所述接收波束生成器與該換能器陣列相連并且構(gòu)造成由在所選擇的組織體積上反射的回波來獲取超聲數(shù)據(jù)并且由所述獲取的超聲數(shù)據(jù)來合成圖像數(shù)據(jù)，所述組織體積是由所述發(fā)送的超聲波束和所選擇的扇形掃描深度來限定的；以及圖像生成器，圖像生成器構(gòu)造成接收所述圖像數(shù)據(jù)并生成顯示在圖像顯示器上的所選擇的組織體積的至少一個圖像。
2.如權(quán)利要求1所述的超聲成像系統(tǒng)，其特征在于，所述圖像生成器構(gòu)造成根據(jù)圖像數(shù)據(jù)生成至少兩個關(guān)于所選擇的組織體積的正射投影圖，并且圖像顯示器構(gòu)造成顯示所述至少兩個投影圖。
3.如權(quán)利要求1所述的超聲成像系統(tǒng)，其特征在于，所述超聲成像系統(tǒng)還包括表面檢測器和控制處理器，所述表面檢測器構(gòu)造成從所述控制處理器接收圖像參數(shù)并由圖像數(shù)據(jù)生成表面數(shù)據(jù)；所述圖像生成器構(gòu)造成由該表面數(shù)據(jù)生成用于在所述圖像顯示器上顯示的投影圖像。
4.如權(quán)利要求3所述的超聲成像系統(tǒng)，其特征在于，所述表面檢測器是B型掃描邊界檢測器，而所述圖像生成器構(gòu)造成由所述圖像數(shù)據(jù)和所述表面數(shù)據(jù)生成包括所述投影圖像的平面圖。
5.如權(quán)利要求4所述的超聲成像系統(tǒng)，其特征在于，所述圖像生成器構(gòu)造成由所述圖像數(shù)據(jù)和所述表面數(shù)據(jù)生成至少兩個正射投影圖，每一個正射投影圖包括所述平面圖和所述投影圖像。
6.如權(quán)利要求3所述的超聲成像系統(tǒng)，其特征在于，所述表面檢測器是C型掃描邊界檢測器，并且圖像生成器構(gòu)造成以生成C型掃描圖。
7.如權(quán)利要求1所述的超聲成像系統(tǒng)，其特征在于，所述換能器陣列和波束生成器構(gòu)造成以相控陣列的模式工作并且對于幾個均具有指定的標(biāo)高位置的圖像扇區(qū)在所選擇的所述方位范圍上獲取所述超聲數(shù)據(jù)。
8.如權(quán)利要求1所述的超聲成像系統(tǒng)，其特征在于，換能器陣列包括多個與所述發(fā)送波束生成器和所述接收波束生成器相連的子陣列。
9.如權(quán)利要求1所述的超聲成像系統(tǒng)，其特征在于，所述探頭包括與該探頭的聯(lián)接區(qū)域共同地布置的鎖定機(jī)構(gòu)，所述鎖定機(jī)構(gòu)構(gòu)造成在所述陣列相對于所關(guān)注的組織區(qū)域定向后將所述換能器陣列鎖定就位。
10.如權(quán)利要求2所述的超聲成像系統(tǒng)，其特征在于，所述超聲成像系統(tǒng)還包括控制處理器，該控制處理器構(gòu)造成并布置成，以便基于由使用者所提供的數(shù)據(jù)來控制所述超聲波束的所述發(fā)送和控制所述圖像數(shù)據(jù)的所述合成。
11.如權(quán)利要求2所述的超聲成像系統(tǒng)，其特征在于，所述圖像生成器包括至少一個圖插值處理器和至少一個圖標(biāo)生成器，所述圖插值處理器構(gòu)造成以生成至少兩個正射投影圖，所述圖標(biāo)生成器生成至少兩個與所述至少兩個正射投影圖相關(guān)的圖標(biāo)，并且所述圖像生成器包括至少一個邊界檢測器，該邊界檢測器構(gòu)造成并布置成以檢測組織邊界。
12.一種半侵入式超聲成像方法，其包括下列步驟將一探頭導(dǎo)入食道中并且以相對于所關(guān)注的組織區(qū)域的所選擇的取向使二維超聲換能器陣列定位；在所選擇的方位范圍和所選擇的位置標(biāo)高范圍上將超聲波束發(fā)送到來自于換能器陣列的多個發(fā)送掃描線上；根據(jù)由所述方位范圍、所述標(biāo)高范圍和所選擇的扇形掃描深度所限定的所選擇的組織體積反射的回波來獲取所述換能器陣列超聲數(shù)據(jù)并由所獲取的所述超聲數(shù)據(jù)來合成圖像；由所述圖像數(shù)據(jù)生成所選擇的組織體積的至少一個圖像；以及顯示所述生成的圖像。
全文摘要
本發(fā)明涉及一種用于生理組織成像的半侵入式超聲成像系統(tǒng)，其包括與二維超聲換能器陣列相連的經(jīng)食道或者經(jīng)鼻經(jīng)食道的探頭；發(fā)送波束生成器；接收波束生成器；和圖像生成器。二維超聲換能器陣列設(shè)置在探頭的細(xì)長主體的遠(yuǎn)端部上。發(fā)送波束生成器與換能器陣列相連并且構(gòu)造成將幾個超聲波束發(fā)送到由方位定向和標(biāo)高定向所限定的選擇圖形上。接收波束生成器與換能器陣列相連并且構(gòu)造成根據(jù)在所選擇的組織體積上反射的回波來獲取超聲數(shù)據(jù)。組織體積是由方位定向和標(biāo)高定向以及所選擇的掃描范圍限定的。接收波束生成器構(gòu)造成根據(jù)所獲取的超聲數(shù)據(jù)來合成圖像數(shù)據(jù)。圖像生成器構(gòu)造成以接收圖像數(shù)據(jù)并生成被顯示在圖像顯示器上的所選擇的組織體積的圖像。優(yōu)選的是，圖像生成器構(gòu)造成根據(jù)圖像數(shù)據(jù)生成幾個關(guān)于所選擇的組織體積的正射投影圖。
文檔編號A61B8/12GK1476311SQ02803082
公開日2004年2月18日 申請日期2002年7月23日 優(yōu)先權(quán)日2001年7月31日
發(fā)明者D·G·米勒, M·佩斯茨恩斯基, H·貝克, D G 米勒, 勾畝魎夠 申請人:皇家菲利浦電子有限公司