一种超声系统的制作方法

1.本发明涉及超声成像领域，更具体地涉及超声装置跟踪领域。


背景技术：

2.经皮瓣膜介入术逐渐成为优于开胸瓣膜手术的治疗选择。尤其是，基于导管的二尖瓣和三尖瓣修复术(其在技术上比主动脉瓣膜更换更具挑战性)的数量迅速增加。
3.心脏瓣膜修复期间的挑战之一是决定在什么时间点修复足够成功以停止手术。为此使用的最常用的方法是：经食管超声心动图(tee)；经胸超声心动图(tte)；和心腔内超声心动图(ice)。然而，使用这些方法通常难以获得用于评估手术成功的通过瓣膜的血流的准确量化。血管系统中的其他医疗手术，包括心脏和外周血管手术，也可受益于评估血管系统内的血流的能力。
4.因此，需要一种用于评估血管系统中的血流的改进方式。
5.文献wo 2018/108717公开了一种介入医疗装置，其具有附接的传感器，该传感器被配置成将来自超声成像探头的超声波转换为相应的电射频信号，以用于确定传感器的位置。


技术实现要素：

6.本发明由权利要求限定。
7.根据根据本发明的一方面的示例，提供了一种超声系统，该系统包括：
8.超声探头，其适于传送和接收超声信号；和
9.用于插入受试者100的血管内的介入装置，其包括：
10.超声换能器，其中该超声换能器适于：
11.在第一超声频率下获取第一组超声数据，其中第一组超声数据与流量数据相关，
12.其中，超声系统还适于在不同于第一超声频率的第二超声频率下在超声探头和介入装置之间交换第二组超声数据，其中第二超声数据与介入装置定位数据相关。
13.该系统提供了一种执行流量测量同时还跟踪位于血管内的介入装置的位置的手段。因此，可以增加流量测量和装置跟踪系统的功能且不会增加其复杂性。
14.在一实施例中，第一超声频率和第二超声频率是超声换能器的谐振频率，其中第二超声频率是超声探头的操作频率。
15.通过在谐振频率下运行超声换能器，超声换能器的位移的振幅因较小的力而增加，这增加了超声成像导管在处于液体中时的有效性，例如当位于受试者的血管内时。
16.在一实施例中，第一超声频率大于第二超声频率。
17.在一实施例中，超声换能器是cmut。
18.以这种方式，超声换能器的操作频率可以通过改变施加到cmut的偏置电压来调谐。
19.在一实施例中，超声成像导管包括多个超声换能器。
20.在另一实施例中，多个超声换能器中的每个超声换能器被单独地控制。
21.以这种方式，可以控制超声换能器以执行超声波束的电子转向。
22.在另一实施例中，多个超声换能器被布置成第一子组和第二子组，其中第一子组适于仅传送超声波，第二子组适于仅接收超声波。
23.以这种方式，可以提高介入装置定位数据的准确度。
24.在一实施例中，多个超声换能器适于获取包括b模式数据的第三组超声数据。
25.以这种方式，可以使用一组附加的数据来监测超声成像导管在体积内的位置。
26.在一实施例中，该超声系统还包括处理器，其中处理器适于基于与流量数据相关的第一组超声数据和与介入装置定位数据相关的第二组超声数据的组合来生成流量图。
27.在一实施例中，超声探头适于获取超声图像，其中超声图像包括受试者的血管的视图，且处理器还适于生成流量图的可视化表示，并将流量图的可视化表示叠加在超声图像上。
28.在一实施例中，该系统还包括：
29.反馈机构，其适于基于第一组超声数据和/或第二组超声数据来生成介入装置转向指令；和
30.转向机构，其适于基于转向指令来使介入装置转向。
31.以这种方式，超声成像导管可以被转向到最佳成像位置。
32.根据本发明的一方面的示例，提供了一种使用超声系统来执行超声成像的方法，该超声系统包括具有超声换能器的介入装置和超声探头，该方法包括：
33.通过介入装置在第一超声频率下获取第一组超声数据，其中第一组超声数据与流量数据相关；和
34.通过介入装置或超声探头在不同于第一超声频率的第二超声频率下获取第二组超声数据，其中第二超声数据与导管定位数据相关。
35.在一实施例中，该方法还包括基于第一组超声数据和/或第二组超声数据使介入装置转向。
36.在一实施例中，该方法还包括：
37.将第一组超声数据与第二组超声数据组合；和
38.基于组合的第一组超声数据和第二组超声数据，生成血管的流量图。
39.根据本发明的一方面的示例，提供了一种计算机程序，其包括计算机程序代码模块，当所述计算机程序在计算机上运行时，该计算机程序代码模块适于实施如上所述的方法。
40.本发明的这些和其他方面将从下文描述的实施例中变得明显并得到阐明。
附图说明
41.为了更好地理解本发明，并且为了更清楚地示出它可以如何实施，现在将仅通过示例的方式参考附图，其中：
42.图1示出了用于解释一般操作的超声诊断成像系统；
43.图2示出了根据本发明的一方面的超声系统的示例；
44.图3示出了介入装置的示例。
45.图4示出了设置在受试者的血管内的图3的介入装置的示例；
46.图5示出了介入装置的超声换能器的几种实施方式选项；
47.图6示出了具有多个超声波换能器元件的介入装置的示例。
48.图7示出了介入装置的另一实施方式；和
49.图8示出了使用超声成像导管来执行超声成像的方法。
具体实施方式
50.将参考附图来描述本发明。
51.应理解的是，详细描述和具体示例虽然指示了装置、系统和方法的示例性实施例，但仅用于例示说明的目的而不旨在限制本发明的范围。本发明的装置、系统和方法的这些和其他特征、方面和优点将从以下描述、所附权利要求和附图中得到更好的理解。应理解的是，这些附图仅是示意性的，且没有按比例绘制。还应理解，在所有附图中使用相同的附图标记来表示相同或相似的部分。
52.本发明提供了一种超声系统，其包括适于传送和接收超声信号的超声探头，以及用于插入受试者的血管内的介入装置。介入装置包括适于在第一超声频率下获取第一组超声数据的超声换能器，其中第一组超声数据与流量数据相关。超声系统还适于在不同于第一超声频率的第二超声频率下在超声探头和介入装置之间交换第二组超声数据，其中第二超声数据与介入装置定位数据相关。
53.首先将参考图1通过非限制性示例来描述示例性超声系统的一般操作。
54.该系统包括阵列换能器探头4，其具有用于传送超声波和接收回波信息的换能器阵列6。换能器阵列6可包括：cmut换能器；压电换能器，其可由压电材料(例如pzt或pvdf)制成；或任何其他合适的超声换能器技术。在该示例中，换能器阵列6是由能够扫描关注区域的2d平面或三维体积的换能器8形成的二维阵列。在另一示例中，换能器阵列可以是一维阵列。
55.换能器阵列6联接到控制换能器元件接收信号的微波束形成器12。如美国专利5,997,479(savord等人)、6,013,032(savord)和6,623,432(powers等人)中所述，微波束形成器能够对由换能器的子阵列(通常被称为“组”或“片(patch)”)接收的信号进行至少部分波束成形。
56.应注意的是，微波束形成器是完全可选的。此外，该系统包括传送/接收(t/r)开关16，微波束形成器12可以联接到该开关，并且该开关在传送模式和接收模式之间切换阵列，并在不使用微波束形成器且换能器阵列由主系统波束形成器直接操作的情况下，保护主波束形成器20免受高能传送信号的影响。来自换能器阵列6的超声波束的传送由换能器控制器18引导，该换能器控制器通过t/r开关16和主传送波束形成器(未示出)联接到微波束形成器，该主传送波束形成器可以接收来自用户对用户界面或控制面板38的操作的输入。控制器18可以包括被布置成在传送模式期间驱动阵列6的换能器元件(直接地或者经由微波束形成器)的传送电路。
57.在典型的逐行(line-by-line)成像序列中，探头内的波束形成系统可以如下操作。在传送期间，波束形成器(根据实施方式，其可以是微波束形成器或主系统波束形成器)激活换能器阵列或换能器阵列的子孔径。子孔径可以是由换能器形成的一维的行(line)或
较大阵列内的由换能器形成的二维的片。在传送模式中，由阵列或阵列的子孔径产生的超声波束的聚焦和转向如下所述被控制。
58.在接收到来自受试者的反向散射回波信号后，接收到的信号经历接收波束成形(如下所述)，以便对齐所接收到的信号，并且在使用子孔径的情况下，然后将子孔径平移例如一个换能器元件。然后激活平移的子孔径并且重复该过程，直到已经激活了换能器阵列的所有换能器元件。
59.对于每一行(或子孔径)来说，用于形成最终的超声图像的相关联的行的所接收到的总信号将是在接收期间由给定子孔径的换能器元件测量到的电压信号的总和。在下面的波束成形过程之后，所得到的行信号通常被称为射频(rf)数据。然后，由各子孔径生成的每一行信号(rf数据集)经过附加的处理以生成最终的超声图像的行。行信号的振幅随时间的变化将有助于超声图像的亮度随深度的变化，其中高振幅峰值将对应于最终图像中的亮像素(或像素集合)。出现在行信号的开头附近的峰将表示来自浅层结构的回波，而在行信号中随后逐渐出现的峰将表示来自受试者体内的深度增加的结构的回波。
60.由换能器控制器18控制的功能之一是波束被转向和聚焦的方向。波束可以被转向成从换能器阵列直接向前(正交于换能器阵列)，或者被转向成处于不同的角度，以获得更宽的视场。可以根据换能器元件的致动时间来控制传送波束的转向和聚焦。
61.在一般的超声数据获取中可以区分两种方法：平面波成像和“转向波束”成像。这两种方法通过在传送(“转向波束”成像)和/或接收模式(平面波成像和“转向波束”成像)中存在波束成形而加以区分。
62.首先看聚焦功能，通过同时激活所有的换能器元件，换能器阵列产生平面波，当平面波穿过受试者行进时平面波发散。在这种情况下，超声波的波束保持未聚焦。通过给换能器的激活引入位置相关的时间延迟，可以使波束的波前会聚在预期的点处，该点被称为焦点区域。焦点区域被定义为侧向波束宽度小于传送波束的宽度的一半的点。以这种方式，最终超声图像的侧向分辨率得到改善。
63.例如，如果时间延迟导致换能器元件以串联的方式激活，从最外面的元件开始且在换能器阵列的中心元件处结束，则将在与探头相距给定距离的位置处形成焦点区域，与中心元件成一直线。焦点区域与探头的距离将根据后续的每轮换能器元件激活之间的时间延迟而变化。在波束通过焦点区域后，波束将开始发散，从而形成远场成像区域。应注意的是，对于被设置成靠近换能器阵列的焦点区域，超声波束将在远场中快速发散，从而导致在最终图像中产生波束宽度伪影。通常，由于超声波束中的较大重叠，被设置于换能器阵列和焦点区域之间的近场显示较少的细节。因此，改变焦点区域的位置可导致最终图像质量的显著变化。
64.应注意的是，在传送模式中，除非超声图像被划分为多个焦点区域(每个焦点区域可以具有不同的传送焦点)，否则仅可限定一个焦点。
65.另外，在接收到来自受试者体内的回波信号时，可以执行与上述过程相反的过程，以便执行接收聚焦。换言之，进入的信号可以由换能器元件接收，并在被传递到系统中以进行信号处理之前经历电子时间延迟。这其中最简单的示例被称为延迟求和波束成形(dealy-and-sum beamforming)。可以根据时间动态地调整换能器阵列的接收聚焦。
66.现在来看波束转向的功能，通过对换能器元件的时间延迟的正确施加，可以在超
声波束离开换能器阵列时在超声波束上赋予预期的角度。例如，通过激活位于换能器阵列的第一侧的换能器，随后按顺序激活其余的换能器，最后在阵列的相对侧处结束，波束的波前将朝向第二侧成角度。相对于换能器阵列的法线的转向角的大小取决于后续的换能器元件激活之间的时间延迟的大小。
67.此外，可以聚焦转向的波束，其中施加到每个换能器元件的总时间延迟是聚焦时间延迟和转向时间延迟两者的和。在这种情况下，换能器阵列被称为相控阵列。
68.在cmut换能器的情况下，其需要dc偏置电压以用于其激活，换能器控制器18可以被联接以控制用于换能器阵列的dc偏置控制器45。dc偏置控制器45设定被施加到cmut换能器元件的dc偏置电压。
69.对于换能器阵列的每个换能器元件来说，通常被称为信道数据的模拟超声信号通过接收信道进入系统。在接收信道中，由微波束形成器12从信道数据产生部分波束成形的信号，然后将其传递到主接收波束形成器20，在此来自单个片的换能器的部分波束成形的信号被组合成完全波束成形的信号，其被称为射频(rf)数据。在每个阶段执行的波束成形可以如上所述执行，或者可以包括附加功能。例如，主波束形成器20可以具有128个信道，每个信道接收来自由数十或数百个换能器元件形成的片的部分波束成形的信号。以这种方式，由换能器阵列的数千个换能器接收的信号可以有效地促成单个波束成形的信号。
70.波束成形的接收信号被耦合到信号处理器22。信号处理器22可以以各种方式处理接收到的回波信号，例如：带通滤波；抽取；i和q分量分离；谐波信号分离，其用于分离线性信号和非线性信号，以便能够识别从组织和微泡返回的非线性(基频的高次谐波)回波信号。信号处理器还可以执行额外的信号增强，例如散斑减少、信号复合和噪声消除。信号处理器中的带通滤波器可以是跟踪滤波器，随着从逐渐增加的深度接收回波信号，其通带从较高频带滑动到较低频带，从而拒绝来自较大深度的较高频率的噪声，这些噪声通常缺乏解剖学信息。
71.用于传送的波束形成器和用于接收的波束形成器在不同的硬件中实现并且可以具有不同的功能。当然，接收波束形成器被设计成考虑了传送波束形成器的特性。在图1中，为简单起见，仅示出了接收波束形成器12、20。在完整的系统中，还会有带有传送微波束形成器和主传送波束形成器的传送链。
72.微波束形成器12的功能是提供信号的初始组合，以减少模拟信号路径的数量。这通常在模拟域中执行。
73.最终的波束成形是在主波束形成器20中完成的，且通常在数字化之后。
74.传送和接收信道使用具有固定频带的相同换能器阵列6。然而，传送脉冲占用的带宽可根据所使用的传送波束成形而变化。接收信道可以捕获整个换能器带宽(其是经典方法)，或者通过使用带通处理，它可以仅提取包含预期信息的带宽(例如，主谐波的谐波)。
75.然后rf信号可以被耦合到b模式(即，亮度模式或2d成像模式)处理器26和多普勒处理器28。b模式处理器26对接收到的超声信号执行振幅检测，以对身体内的结构(诸如器官组织和血管)进行成像。在逐行成像的情况下，每一行(波束)都由相关联的rf信号来表示，其振幅用于生成被分配给b模式图像中的像素的亮度值。图像内的像素的确切位置由沿rf信号的相关联的振幅测量的位置和rf信号的行(波束)编号来确定。这种结构的b模式图像可以以谐波或基本图像模式或两者的组合来形成，如美国专利6,283,919(roundhill等
人)和6,458,083(jago等人)中所描述的。多普勒处理器28处理由组织运动和血流引起的时间上不同的信号，以用于检测移动的物质，例如图像场中的血细胞的流动。多普勒处理器28通常包括壁式滤波器，其参数被设定为使从体内的选定类型的物质返回的回波通过或拒绝。
76.由b模式处理器和多普勒处理器产生的结构信号和运动信号被耦合到扫描转换器32和多平面重新格式化器44。扫描转换器32将回波信号布置成空间关系，回波信号根据该空间关系被以预期的图像格式接收。换言之，扫描转换器用于将rf数据从圆柱坐标系转换为适合在图像显示器40上显示超声图像的笛卡尔坐标系。在b模式成像的情况下，处于给定坐标处的像素的亮度与从该位置接收到的rf信号的振幅成比例。例如，扫描转换器可以将回波信号布置成二维(2d)扇形格式，或金字塔形三维(3d)图像。扫描转换器可以用与图像场中的各点处的运动相对应的颜色来覆盖b模式结构图像，其中利用多普勒估计速度来产生给定的颜色。组合的b模式结构图像和彩色多普勒图像绘示出结构图像场内的组织和血流的运动。多平面重格式化器将从身体的体积区域内的公共平面中的各点接收的回波转换成该平面的超声图像，如美国专利6,443,896(detmer)中所描述的。体积呈现器42将3d数据集的回波信号转换为从给定参考点观看的投影3d图像，如美国专利6,530,885(entrekin等人)中所描述的。
77.2d或3d图像被从扫描转换器32、多平面重新格式化器44和体积呈现器42耦合到图像处理器30，以进一步增强、缓冲和临时存储，以便在图像显示器40上显示。成像处理器可适于从最终的超声图像中去除某些成像伪影，例如：声学阴影，例如由强衰减器或折射引起的；后部增强，例如由弱衰减器引起的；混响伪影，例如高反射性组织界面被设置成紧密靠近；等等。此外，图像处理器可适于处理某些散斑减少功能，以改善最终的超声图像的对比度。
78.除了用于成像之外，由多普勒处理器28产生的血流值和由b模式处理器26产生的组织结构信息被耦合到量化处理器34。除了比如器官大小和胎龄的结构测量值外，量化处理器产生不同流动状态的测量值，例如血流的体积率。量化处理器可以接收来自用户控制面板38的输入，例如图像的解剖结构中的待进行测量的点。
79.来自量化处理器的输出数据被耦合到图形处理器36，以用于在显示器40上与图像一起再现测量图形和值，并用于从显示装置40输出音频。图形处理器36还可以生成图形叠加，以与超声图像一起显示。这些图形叠加可包含标准识别信息，例如患者姓名、图像的日期和时间、成像参数等。出于这些目的，图形处理器接收来自用户界面38的输入，例如患者姓名。用户界面还被联接到传送控制器18，以控制来自换能器阵列6的超声信号的产生，并因此控制由换能器阵列和超声系统产生的图像。控制器18的传送控制功能只是被执行的功能中的一个。控制器18还考虑了在接收器模拟到数字转换器中的操作模式(由用户给出)以及相应的所需的传送器配置和带通配置。控制器18可以是具有固定状态的状态机。
80.用户界面还被联接到多平面重新格式化器44，以用于选择和控制多个被多平面重新格式化(mpr)的图像的平面，这些图像可用于在mpr图像的图像场中执行量化的测量。
81.图2示出了根据本发明的一方面的超声系统的示例，其可以采用上面参考图1描述的任何方面。
82.具体地，图2示出了基于超声的位置确定系统50，其中可以使用本文所述的用于插
入受试者的血管内的介入装置。介入装置52可以是适合插入到受试者的血管内的具有超声换能器53的任何装置。例如，介入装置可以是：导管；导丝；针等。
83.超声系统50包括介入装置52；超声探头54，其被配置为产生超声场56；图像重建单元iru，其被配置为提供与波束形成超声探头54的超声场56对应的重建的超声图像；位置确定单元pdu，其被配置为基于在超声探头54和超声换能器53之间传送的超声信号来计算介入装置52的超声换能器53相对于超声场56的位置。
84.超声系统还可包括图标提供单元ipu，其被配置为基于超声换能器53的计算出的位置在重建的超声图像中提供图标。
85.在图2中，超声探头54与图像重建单元iru、成像系统处理器isp、成像系统接口isi和显示器disp通信。超声探头54、iru、isp、isi和disp可以一起作为常规超声成像系统的一部分来提供，例如上面参考图1描述的系统。单元iru、isp、isi和disp常规上被设置于与超声探头有线或无线通信的控制台中。替代性地，可以将单元iru、isp、isi和disp中的一些包含在超声探头内。
86.图2示出了包括线性超声换能器阵列的超声探头54，该线性超声换能器阵列在超声场56内传送和接收超声信号，该超声场拦截关注区域58，例如处于调查中的受试者的血管。
87.在图2所示的示例中，超声场呈扇形并包括多个超声波束[b1、b2、...、bk]，多个超声波束一起提供图示的图像平面。应注意的是，虽然出于例示说明的目的示出了扇形的波束，但是可以使用任何合适形状的超声场。
[0088]
在使用中，上述的超声成像系统可以以下述方式操作。操作者可以通过成像系统接口isi计划超声程序。一旦选择了操作程序，成像系统接口isi就触发成像系统处理器isp以执行特定的应用程序，该应用程序生成和解释被传送到超声探头54的信号和由超声探头54检测到的信号。存储器(未示出)可以用于存储此类程序。例如，存储器可以存储超声波束控制软件，其被配置为控制由超声探头传送和/或接收的超声信号的顺序。
[0089]
图像重建单元iru(其可替代性地形成成像系统处理器isp的一部分)提供与超声探头的超声场56对应的重建的超声图像。图像随后被显示在显示器disp上。例如，重建的图像可以是超声b模式图像、c模式图像或多普勒模式图像，或者实际上是任何超声图像。
[0090]
图2中还示出了包括超声换能器53的介入装置52。可以基于由位置确定单元pdu和图标提供单元ipu提供的信号相对于超声场56来跟踪介入装置。这些单元彼此通信且与单元buip、iru、isp、isi和disp通信。单元pdu和ipu中的一个或多个可以被包含在超声系统的存储器或处理器内。
[0091]
介入装置52还连接到速度确定单元vdu，其适于基于由超声换能器53传送和接收的超声信号来确定介入装置可位于其中的血管内的血流的速度。用于速度确定的超声信号在第一频率下生成，且用于位置确定的超声信号在不同于第一频率的第二频率下生成，以便减少干扰。
[0092]
超声系统50还可以包括同步单元su，其适于同步来自pdu和vdu的数据，以便将速度数据与沿着血管的长度的位置数据匹配。这些单元彼此通信且与单元buip、iru、isp、isi和disp通信。单元vdu和su中的一个或多个可以被包含在超声系统的存储器或处理器内。
[0093]
在使用中，介入装置52的超声换能器53的位置由位置确定单元pdu基于在超声探
头54和超声换能器之间传送的超声信号相对于超声场56计算出。
[0094]
在一个示例中，超声换能器53是接收与超声波束对应的超声信号的检测器。在这种情况下，位置确定单元pdu通过将由超声探头发射的超声信号与由超声换能器检测到的超声信号相关联来识别超声换能器的位置。图标提供单元ipu随后可以基于超声换能器的计算出的位置在重建的超声图像中提供图标。
[0095]
更具体地，可以基于以下各项来确定超声换能器相对于超声场的最佳拟合位置：与由超声换能器检测到的每个超声波束相对应的超声信号的振幅；以及在每个超声波束的发射与其被超声波换能器检测之间的时间延迟，即飞行时间。
[0096]
例如，当超声换能器53位于超声场56附近时，与较远的波束相比，来自离超声换能器最近的超声波束的超声信号将被检测到具有相对较大的振幅，而较远的波束将被检测到具有相对较小的振幅。通常，被检测到具有最大振幅的波束被识别为最靠近超声换能器的波束。该波束限定了超声探头54和超声换能器53之间的平面内角度θ。
[0097]
相应的范围取决于最大振幅的超声波束的发射和其随后的检测之间的时间延迟，即飞行时间。该范围是通过将时间延迟乘以超声传播速度来确定的。因此，被检测到具有最大振幅的波束的范围和相应的平面内角度θ可用于识别超声换能器相对于超声场的最佳拟合位置。
[0098]
在替代性的配置中，超声换能器53可以是发射一个或多个超声脉冲的发射器。例如，可以在跟踪帧期间发射此类脉冲，这些跟踪帧在超声成像系统的成像帧之间交错。在这样的跟踪帧中，超声探头54可以在只接收模式下操作，在该模式下，它收听源自超声场56附近的超声信号。
[0099]
换言之，在这样的跟踪帧期间，超声探头被配置为单向的仅接收的波束形成器。位置确定单元pdu通过对超声探头的接收器元件施加延迟来识别脉冲源自哪个超声波束[b1，
…
，bk]。如在上面的检测器配置中，位置确定单元pdu可以使用关联程序(correlation procedure)，该关联程序基于最大振幅和飞行时间来识别距发射超声信号的位置最近的波束，以及相对于超声换能器53的相应范围。图标提供单元ipu随后基于所识别的超声换能器的位置在重建的超声图像中提供图标。因此，当超声换能器是超声发射器时，关联程序可再次被使用以针对每个跟踪帧确定压电换能器53在相应的超声场uf中的最佳拟合位置。
[0100]
在另一种配置中，超声换能器53可以被配置为用作接收器和发射器，或者包括单独的接收器和发射器。在这样的配置中，超声换能器可以在接收到来自超声探头的超声信号时被触发以发射一个或多个超声脉冲。以这种方式，在成像模式期间由超声换能器发射的脉冲被超声探头接收，表现为重建的超声中的处于平面内角位置(即在图像行中)处的回波，该回波对应于相关的超声波束。
[0101]
因此，超声换能器53在重建的图像中表现为亮点。位置确定单元pdu可以随后识别重建的图像中的这个亮点并且计算超声换能器相对于超声场的位置。
[0102]
上述的超声探头可以是能够捕获超声数据的任何类型的探头。例如，超声探头可以是标准的手持式成像探头或超声成像导管，导管是适于插入受试者的身体中(例如在血管或心脏内)的细管。
[0103]
图3示出了根据本发明的一方面的介入装置100。
[0104]
在图3所示的示例中，超声换能器110被设置在位于装置壁130(其限定了管腔140)
的端部处的装置末端120处。
[0105]
超声换能器110适于在第一超声频率下获取第一组超声数据。换言之，超声换能器在第一频率下被致动，以便在所述的第一频率下生成超声信号。
[0106]
当超声成像导管被设置在受试者的血管内时，第一组超声数据与流量数据相关。流量数据可以包括与血流相关的任何数据，例如：血液速度；湍流；血压；心率；血管直径等。
[0107]
此外，超声换能器110可以适于按照上面参考图2描述的方式在与第一超声频率不同的第二超声频率下获取第二组超声数据。如上所述，超声换能器在第二频率下被致动，以便在所述的第二频率下产生超声信号。第二频率可以是不同于第一频率的任何频率。
[0108]
当介入装置被设置在受试者的血管内时，第二超声数据可以与介入装置定位数据相关。介入装置数据可以是与介入装置的位置相关的任何数据。
[0109]
换言之，提供了一种具有超声换能器的介入装置，该超声换能器适于在两种不同的频率下操作以用于两种不同的目的。换言之，介入装置包括单个部件类型，即超声换能器，其被操作以使其可以执行多种功能而不增加超声成像导管的硬件需求。
[0110]
介入装置适于捕获与受试者的血流相关的流量数据以及介入装置定位数据，介入装置定位数据可用于跟踪介入装置在超声体积中的位置。
[0111]
如上面参考图2所描述的，介入装置定位数据是通过介入装置的超声换能器和单独的超声探头的组合来获取的。
[0112]
可以通过利用超声换能器的多个谐振峰来执行导管位置跟踪和流量感测的组合。例如，给定的超声换能器可具有为12mhz的第一谐振峰，其可用于流速感测，且还具有为6mhz的第二谐振峰，其可用于捕获超声成像导管的位置数据。例如，第一谐振峰可以在11mhz到13mhz的范围内，而第二谐振峰可以在5mhz到7mhz的范围内。
[0113]
通过在谐振峰处操作超声换能器，介入装置可以更有效地在受试者的血管内产生超声波，尤其是当超声换能器被浸没在液体中时。通过在谐振峰处操作换能器，可以在较低的能量输入下产生大量的振动和超声波，从而提高超声成像导管的效率。
[0114]
可以选择较高频率的谐振峰，例如12mhz，以获得与流量数据相关的第一组超声数据，以便最大化来自血细胞的反向散射，并且可以选择较低的谐振峰，例如6mhz，以获得与导管位置数据相关的第二组超声数据。
[0115]
第二组超声数据可以在6mhz的频率下获得，该频率可以在用于比如经食道超声心动图(tee)；经胸超声心动图(tte)；和心腔内超声心动图(ice)的操作的典型成像装置的频率范围内。
[0116]
换言之，可以控制超声换能器以在次级成像装置的响应频率下操作，该次级成像装置然后可被用于跟踪介入装置在受试者体内的位置。
[0117]
图4示出了图2的介入装置100的示例200，其位于受试者的血管210内且在瓣膜220附近。
[0118]
在该示例中，介入装置可以被布放以执行或帮助执行瓣膜修复。例如，介入装置可以收集数据，例如流量数据，该流量数据可以用于告知临床医生关于瓣膜修复何时足够的决定。例如，可以将流量数据可视地呈现给临床医生，以便提供关注区域中的血液流动的实时视图。在该示例中，临床医生可以使用导管定位数据来帮助他们将导管引导至需要修复的瓣膜。
[0119]
此外，流量数据可以与介入装置定位数据相结合，以生成处于调查或修复中的血管或瓣膜的流量图。流量图可以叠加在待呈现给用户的超声图像上，以便告知他们的决定。此外，介入装置可以包括转向元件，其适于基于第一组超声数据、第二组超声数据或来自用户的输入来使介入装置转向，例如，以最大化用于确定流量数据的超声换能器的视野。
[0120]
图4示出了在第一超声频率下生成第一组超声波240以便获得流量数据的介入装置100。此外，超声成像导管被示为在第二超声频率下生成第二组超声波250，其由诸如上述超声探头的次级成像装置260接收，该次级成像装置可用于通过监测受试者的皮肤表面处的第二超声频率来跟踪介入装置的位置。如上所述，次级成像装置可以在第二频率下产生第二组超声波，然后第二组超声波在介入装置的超声换能器处被接收。
[0121]
换言之，可以在介入装置的超声换能器和超声探头之间交换第二组超声数据，以获得定位数据。
[0122]
在瓣膜修复的情况下，超声成像导管还可以用作将修复装置递送至瓣膜的装置，例如通过导管的管腔140。
[0123]
在图3和图4所示的示例中，介入装置100包括超声换能器110，其呈被嵌入在装置的末端的壁中的环形压电换能器(pzt)元件的形式。pzt环形传感器可以通过电导线连接到控制台，控制台可以保持标准的脉冲式多普勒速度测量所需的信号生成、信号获取和信号处理元件。脉冲式多普勒成像方案可用于测量瓣膜开口附近的体积区域的速度谱，即流量数据。基于该速度信息，可以向临床医生提供关于给定操作的进展的反馈，例如瓣膜修复的进展。
[0124]
超声换能器110可以是cmut，而不是pzt。由于cmut的操作由施加于其的偏置电压来控制，因此可以通过改变偏置电压来调谐超声换能器的操作频率。
[0125]
此外，根据介入装置的应用，超声换能器可以被设置于介入装置上的各种不同点处。例如，超声换能器可以设置在：装置的壁处；装置的管腔内；装置的末端处；或被嵌置在装置的末端内。
[0126]
图5示出了介入装置310的超声换能器的多个实施方式选项的示例300。
[0127]
在图5所示的示例中，超声换能器可以是圆形换能器320，或超声换能器可以是矩形换能器330。此外，任何其他合适形状的换能器可以用作超声换能器。
[0128]
图6示出了介入装置410的示例400，其具有被设置于装置的末端处的多个超声换能器元件420。
[0129]
根据介入装置410的预期操作，可以以多种方式来操作多个超声换能器420。
[0130]
例如，可以单独地控制多个超声换能器中的每个超声换能器。以这种方式，可以操作多个超声换能器以执行超声波束的电子转向。在次级成像装置被用于获得导管定位数据的情况下，超声换能器元件的单独操作提供了一种基于由多个超声换能器产生的超声信号的振幅和相位差来确定导管相对于次级成像装置的取向的手段。
[0131]
替代性地，多个超声换能器可以被分组成第一子组和第二子组，其中第一子组适于仅传送超声波，第二子组适于仅接收超声波。通过以这种方式操作子组中的超声换能器，除了脉冲波多普勒成像方案之外，连续波多普勒或混合驱动方案是可行的。
[0132]
当介入装置包括多个超声成像换能器时，介入装置还可以适于获取包括b模式数据的第三组超声数据。换言之，可以制作前视b模式图像，以提供例如瓣膜的可视化以及监
测修复装置的放置的手段。
[0133]
介入装置可以连接到反馈机构和转向机构，反馈机构适于基于第一组超声数据和/或第二组超声数据产生导管转向指令，转向机构适于基于转向指令使超声成像导管转向。
[0134]
换言之，介入装置可以具有转向能力，其包括反馈机构，该反馈机构使导管相对于血流方向朝向最佳的取向转向。例如，最佳的取向可以是测量到最高速度的取向。
[0135]
换言之，介入装置可以是可转向的，以使导管能够与血管内的流对准。
[0136]
图7示出了介入装置460的另一实施方式450，其中介入装置是导丝，其具有被设置于导丝的末端处的超声换能器470。
[0137]
图8示出了使用超声成像导管来执行超声成像的方法500。
[0138]
该方法开始于步骤510，通过超声换能器在第一超声频率下获取第一组超声数据，其中第一组超声数据与流量数据相关。
[0139]
在步骤520中，可以将超声换能器的频率从第一超声频率调谐到第二超声频率。替代性地，可以以离散的方式切换频率。
[0140]
在步骤530中，通过超声换能器在不同于第一超声频率的第二超声频率下获取第二组超声数据，其中第二超声数据与导管定位数据相关。
[0141]
在使用中，介入装置的超声换能器可以在传送阶段在第一频率下传送第一组超声波，并在接收阶段同时在第二频率下接收第一组超声波的回波和第二组超声波的回波。换言之，所有的振动可以利用在第一频率下的第一峰和在第二频率下第二峰而在超声换能器处被记录。
[0142]
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