专利名称：物体的多扫描平面超声成像的制作方法
技术领域：
本发明针对多扫描平面中物体，例如生物结构的实时超声成像。提供了具有多个可电子选择的二维(2D)扫描平面的、用于二维超声成像的有效的超声相控阵列体波换能器的设计。2D扫描平面方向的电子选择允许方向的迅速转换，从而可同时在多个扫描平面中几乎实时地观察诸如心脏等运动物体。本发明还解决了对心脏功能的实时超声监视问题。
背景技术：
在医学超声成像过程中，通常通过一系列二维(2D)扫描平面方向检查一个物体，以观察物体的形态、局部变化以及体积。具体地讲，人们使用心脏的这样的多扫描平面成像，以估计壁运动和心肌的收缩/舒张方面的局部变化，以及计算改变心脏体积的时间，或心脏中纤维应力和应变的时间变化。其它情况包括对胎儿、肿瘤等的观察，特别是，计算胎儿、肿瘤的体积，以研究胎儿、肿瘤的增长。
在实际的临床检查中，通常通过2D超声探针的手工运动获得这样的多2D扫描平面，例如其中使用2D相控阵列探针对心脏的经食道测量，设计了通过远程控制旋转超声阵列的具体机构。[1]中介绍了一种用于沿两个角度方向电子选择超声扫描平面的相控阵列换能器(transducer)受到限制，主要原因在于，要想在个以上平面中观察物体，通常需要2D扫描平面的至少三个或四个角度方向。
本发明提出了解决这一问题的一种方案，该方案设计了一个相控阵列换能器，其允许对两个以上的角度方向，例如3或4个角度方向中的2D扫描平面的自由的电子选择。
发明内容
本发明提出了在3或3个以上2D超声扫描平面中的物体几乎实时超声成像的方法，其中，围绕一个公共轴旋转2D扫描平面。此处，几乎实时意味着沿所述2D扫描平面中的一组样本波束收集图像数据，而且频繁地进行物体的样本波束数据收集，以使能够在相对物体运动的非常短的时间周期内收集定义图像的所有样本波束数据，所收集的数据捕获了一个针对实际目的运动物体的冻结的(frozen)帧。另外，还可以把图像数据以慢速延迟的方式显示在一个图像屏幕上，以使能够针对实际目的在物体运动时对其进行观察。
这样的多2D实时成像可用于研究心脏壁运动的局部变化。例如，把图像分析用于对心脏窝洞或肿瘤的边缘的自动选择，则可以研究物体的维度和体积变化，从而可以研究肿瘤的增长或心室容积以及射血分数。根据心室维度，可以计算心肌应变，使用多普勒分析，可以用数量来表示沿每一波束方向的心肌的局部壁速度和应变速度。也可以使用叫做弹性图的方法，把多普勒分析与组织的受力变形一起用于研究组织弹性的局部变化。通过左心室压力的附加输入，例如，在麻醉或关键护理监控期间，本发明还提出了用于实时计算左心室纤维应力的方法，以精确观察心肌的生理机能。因此，本发明设计了对用于例如在麻醉或其它关键护理监控期间，监视心脏行为的这样的成像的使用。
本发明还提出了对超声换能器阵列的详细的设计，这些超声换能器阵列允许在围绕一个公共轴旋转的3个或4个2D扫描平面中的超声波束的扇形扫描。这一设计包括至少两个面对面安装在一个夹层结构中的有源压电、相控阵列换能器层，其中夹层结构结构安装在一种衬底材料上。通过一组弹性阻抗界面层把压电夹层正面连接于负荷材料，用于改进压电层和负荷材料之间的声功率耦合。在一个具体的宽带设计中，最靠近压电层的阻抗界面层具有与压电层相同的特性阻抗，如[5]中所描述的。
形成每一阵列层的前和后侧电极作为一组连接于一个转换电路的隔离的、平行的指状/元件电极。每一层的前和后侧上的指状电极/元件方向互相形成角度。对不同压电层的指状电极/元件方向进行排列，以使一个层的至少一组电极的指方向与其它层的至少一组电极的指方向形成一个角度。
对转换电路电子地加以控制，以使可以有选择地把每一压电层表面的全组指状电极连接于一个相控阵列超声成像装置的热线，或连接于信号地。这允许针对每一所传输的脉冲，对一组2D扫描平面方向中的一个方向进行电子选择。使用每一2D图像中的有限数量的波束，可以获得相当高的帧速率，以使当顺序地转换扫描平面时，不同扫描平面中的图像能够几乎实时地显示物体。因此，该成像装置能够实时地显示3个或4个扫描平面方向，例如，以观察心肌的局部收缩异常。
并行地传输一个宽波束，并使用多个窄接收波束覆盖这一宽波束，可以把帧速率增加到2～6个数量级。在扫描平面相交以及波束具有有限的关于物体(例如左心室的内部)的信息，同时心室壁覆盖有高密度的波束用于心室壁运动分析的情况下，通过减小波束密度，也可以使帧速率增加。对于在不同的扫描平面中对心脏的高帧速率的观察，可以在整个心搏周期保持相同的扫描平面方向，并且可以在心肌收缩开始之前，改变扫描平面的方向，例如由来自心脏的ECG信号触发。
本发明还描述了一个具体的实施例，其中，把多扫描平面相控阵列安装在内窥镜的顶部，用于从身体的内部对物体成像。具体地讲，这样的一种方法可用于多扫描平面中心脏的经食道的成像，例如用于在外科手术期间有助于麻醉监视。在内窥镜中可以进一步机械地旋转经食道的阵列，以把扫描平面与感兴趣的区域精细地对准，或者用于增加将加以成像的扫描平面的数量。
超声对比剂可用于观察心室血液灌流的局部变化。为了有效地确定心室容积，也可以对这样的对比剂加以管理。给出了阵列实施例的一个示例，其允许多频带中的成像。这一实施例特别适用于在一个频带中进行超声脉冲的传输，以及在传输带的子、二次、三次、或四次谐波分量中接收。这样的谐波成像特别有益于超声对比剂的检测，有助于心室血液灌流方面的局部变化，谐波成像既有益于对心室窝洞体积的自动检测，也有益于对血管增多的肿瘤区域的检测。
图1，在图1a中描述了允许在3个2D扫描平面中同时对一个物体实时成像的一个成像系统的示例，在图1b中描述了显示3个实时2D图像的一个示例，及在图1c中说明了用于观察心肌的超声波束的一个螺旋扫描，具有跨心肌的波束之间的最小的延迟。
图2描述了根据本发明的换能器阵列的一个典型层结构的厚度方向的截面图。
图3描述了具有允许对如图1a中所示的3个2D扫描平面进行电子选择的指状电极结构的一个两层的阵列。
图4描述了可以使用图3中的换能器结构获得的传输转换功能。
图5描述了具有允许对4个扫描平面进行电子选择的根据本发明的两个压电层的另一换能器阵列结构。
图6描述了可以使用图5中的换能器阵列结构加以选择的示例扫描平面。
图7描述了如何使用一个位于靠近该阵列的超声探针中的电子转换电路选择扫描平面，以最小化把探针连接于成像装置的电缆的条数。
图8描述了根据本发明的具有安装在胃窥镜的顶部的一个超声阵列和电子转换电路的经食道的探针。
图9描述了使用一个2D矩阵阵列，围绕一个公共轴旋转的3个可选2D扫描平面中超声波束的传输。
图10以举例的方式描述了图像数据的显示，其中图10a描述了4个同时、实时2D图像的显示；以及图10b描述了3个2D图像中心肌应变数据的一个核心显示。
图11描述了使用根据本发明的心脏监视装置获得的心脏生理变量的时间显示，既描述了显示一次心博中变化的快速时间帧，也描述了显示从搏动到搏动的参数变化的一个慢速时间帧。
具体实施例方式
以下给出了根据本发明的几个示例实施例，这一介绍仅为说明性的，决不表示对本发明的限制，其最宽泛的方面，由此处所附的权利要求加以定义。
作为本发明的一个示例实施例，图1a描述了一个能够传输脉冲超声波束的换能器阵列100，其中脉冲超声波束具有可在诸如3个2D扇形扫描平面101、102以及103中自由地和电子地引导的方向，可以围绕一个公共轴104以不同的角的方向旋转这3个2D扇形扫描平面101、102以及103。经由一条电缆105把换能器阵列连接于一个超声成像装置106，超声成像装置106具有给至一个显示屏幕107的图像输出。
在典型的成像情况中，超声成像装置106把信号导向换能器，换能器在2D扫描平面101～103中按所选择的方向传输超声波束。反向散射信号是用于该装置中所分析的每一波束方向，为沿该波束方向的一组范围取样生成一组图像参数。典型的图像参数可以是用于对组织结构进行成像的反向散射幅度的一个压缩版本；或者是用于对血流速度、组织运动的速度、或组织区域的应变(例如心肌应变)、或用于弹性图成像的肿瘤上的受力应变的多普勒频率参数，所有这些参数均基于已知的方法。
能够以多种方式进行波束扫描，例如，针对每一2D扫描平面依次顺序地进行波束扫描，或按如下所描述的螺旋模式进行波束扫描。然后，对属于每一扫描平面的波束方向的图像参数集中在一起，以形成用于这些扫描平面的图像参数的2D图像。接下来，把这些2D图像实时地显示在一个显示屏幕上，例如，作为图1b中的图像111、112、113。该图还说明了将用作计时参照的一个心脏ECG的一个时间轨迹114，具有一个用于显示从这些图像或其它测量结果所抽取的字母数字数据的区域115。
对于每个具有15cm的图像范围的2D图像使用64个波束，通常每秒可获得72个2D图像。因此，使用3个顺序的2D扫描平面，可获得每秒对3个2D扫描平面的24个完全更新。增加到4个顺序的扫描平面，可获得4个2D扫描平面的每秒18个完全更新。具有一个16mm孔阵列的64个波束，在3MHz时给出大约60度的2D图像的一个全开度角，具有2D图像的完整角取样。
传输一个宽传输波束，并且用多个(例如2～6个)窄接收波束并行地覆盖这一宽传输波束，允许图像速率增加到2～6倍。这还给予了扩展每一2D扫描平面的扫描角，例如扩展到90度的时间。也可以通过减小波束密度增加2D扫描的图像速率与/或宽度，特别是在接近轴104的平面的重叠区域中，以及在具有很少关于物体的信息的区域中，例如具有心脏的尖端长轴成像的心室的中间部分。如果需要更快的2D图像速率，例如，为了研究心脏收缩和舒张的开始的细节，可以为每一个扫描平面形成一个全心搏周期图像，并且在心搏周期结束时改变扫描平面，例如通过ECG信号加以触发。
为了评估心脏的局部壁运动异常，对不同区域中的壁进行取样的波束之间的时间延迟的最小化是十分重要的。然后，通过心室的顶端成像，沿左心室长轴对阵列中心轴104进行定位，在图1c中把其描述为在中心处与该图正交获得一个有用的心脏扫描。在这一图像中，把一个典型的心肌横截面描述为区域125。把扫描平面101、102、103的横截面描述为121、122、123。在这一具体的波束扫描模式中，在针对每一相继波束方向的圆(circule)中转换扫描平面方向，以能够通过稳定增加/减小波束相对轴104的角度，以锥形螺旋方式进行波束扫描。叉号表示某些询问波束，其中，选择126、127、128表示沿方向129按某一顺序相接的波束的一个子集。在具有相对轴104的这一波束角的最后波束130处，增加波束角度，以使下一个波束横截面为与波束126相同的扫描平面121中的131，但具有相对中心轴104的较大的(或者可能较小的)波束角度。在这一例子中，在2D扫描平面122中，波束方向132跟随有波束方向130，余此类推，如箭头所指示的。由于使用接近于波束和轴104之间的相同的开度角的波束对具有这一扫描模式的心肌125加以成像，所以能够在一个有限的时间间隔内覆盖整个心肌。通常，使用以每秒大约80个帧的帧速率可以在10～15毫秒的时间间隔内收集的大约10×6～60个连续的波束，覆盖心肌。这为研究心肌的收缩、舒张模式方面的局部变化提供了非常适度的体积帧速率。
为了加以显示，可以把来自属于每一2D扫描平面的波束方向的图像数据集中在一起，以形成实时显示的2D图像，如图1b中示范性加以描述的。然后，可以把多个扫描平面用于对心脏的局部壁运动的实时观察以及对心脏窝洞的体积的计算，两者均用于诊断与邻近手术和术后监视、以及其它关键护理情况中的监视，以下所讨论的。
以下将介绍提供根据本发明的波束扫描的换能器阵列的两个实施例。
图2描述了根据本发明的相控阵列的厚度方向的一个横截面，其中201和202描述了安装在衬垫结构203上的两个压电阵列层，衬垫结构203具有相当高的声能吸收能力，以使可以忽略衬底材料中所反射的波。使用相控阵列的指状/元件电极208、209、210以及211覆盖这些压电层。使用薄层212把后层的前电极209和前层的后电极210互相电气地加以隔离，例如使用一种胶膜。在压电层和声负载材料204之间，该结构包含一组弹性层205，以把压电层的特性阻抗(210、202)接合于负荷材料204的特性阻抗。
中描述了一种给出了一个具体宽带宽的用于这种阻抗接合的方法，其中，与压电层相接触的结构205的第一层包含一个弹性层，该弹性层具有几乎与压电层相同的特性阻抗，接下来是多个层，这些层具有朝负载方向逐渐下降的特性阻抗。当使用两个并行电耦合的压电层传输一个低频脉冲，然后，例如在后层201上接收这一脉冲的较高的谐波分量(2次～4次)时，这样的一个阻抗接合是特别有用的，如以下所描述的。还可以在后层201上传输一个脉冲，并且在电平行层201和202上接收一个次谐波脉冲，如以下所描述的。根据标准的方法，在其它情况下，可以使用更多的窄带阻抗接合层205。
图3中描述了切割这些压电板以获得减小的特性阻抗陶瓷/聚合物合成物的一个示例，其中对电极加以排列，以允许对3个2D平面中的超声波束进行定相引导，其自这些面示出了压电层和电极。在图3a中，301描述了陶瓷压电层的切割凹槽，两个层相同，余留陶瓷柱(post)/岛(isoland)。切割凹槽301填充有聚合物，以产生一个特性阻抗减少了的陶瓷/聚合物合成物，即其特性阻抗从大块陶瓷材料的特性阻抗减小了大约0.5倍，取决于陶瓷的相对容积填充。
在根据本发明的一个具体的实施例中，使用一组分隔的指状/元件电极303覆盖压电层201的背面，如图3b中所示，同时用具有相同形状和方向的分隔的指状电极304和305覆盖后层201的正面层202的背面，如图3c中所示。用图3d中所示的分隔的指状电极306覆压电层202的正面。电极组303～306相应于图2中的电极208～211，其中通过如图2中所说明的层212，把指状电极304和305互相电气地加以隔离。
图1a中描述了可以使用图3中的阵列获得的2D扫描平面的一个原理图，其中把该阵列说明为100。把接地电极设置为304/209、305/210以及306/211，并且把后电极303/208作为一个线性相控阵列换能器的元件的热电极加以操作，可获得如图1a中102所示的一个2D图像扫描平面。把接地电极设置为303/208、304/209以及305/210，并且把前电极306/211作为一个相控阵列的热元件加以操作，可获得如图1a中103所示的一个2D图像扫描平面。
按互相为60度的角度，选择切割和电极方向，如图2a～2d中所示，可以得到陶瓷岛的一个等边三角形，图1a中的2d扫描平面之间呈60度角度，这得到了对物体的一个均匀的角度取样。具有这样的角度，可以得到相等维度的合成物的陶瓷岛，从而允许相等的宽度的阵列的电极/元件。阵列/电极的其它的角度划分也是可行的，例如，对与其它所希望的图像平面更为接近的左心室进行取样。
通过阵列元件的传输转移函数Htt(ω)，能够很方便地描述阵列的换能能力，定义为从电极上的传输电压到元件前表面上的振动速度的转移函数。图4中分别把后层201和前层202(具有另一个电气短路的层)的典型的传输转移函数示为401和402。图1a中的扫描平面101和102均使用了图2的后压电层201，并且具有接近1.5～4.2MHz宽频率范围内的平坦响应的转移函数401。图1a的扫描平面103使用了图2的前压电层202，并且具有图4的转移函数402。可以看出，两个层具有2.8～4.2MHz频率范围内的类似的转移函数(401和402)。因此，在这一频带内，可以使针对使用前层所获得的第三扫描平面103的脉冲类似于针对使用后层所获得的扫描平面101和102的脉冲。
在图2中，把压电层的极化示为P1(206)和P2(207)。使用与这一例子中所示的极化的相反的方向，通过把前(211/306)和后(208/303)电极接地，并且把中间电极(209/304和210/305)作为相控阵列的热电极加以操作，可以获得这些层的电平行耦合。图4中把针对压电层的这样的电平行耦合操作的传输转移函数示为403。应该加以注意的是，这一转移函数覆盖了0.8～2.2MHz的一个低频带。
因此，除了电子地选择3个扫描平面的能力外，该结构还允许在扫描平面102中在多个频带中进行操作，既考虑到多频带中的规则的一次谐波成像，也允许谐波成像。例如，通过如以上所描述的各层的电平行耦合，可以在一个低频带403中进行传输。把电极208/303、210/305以及211/306接地，同时把209/304作为相控阵列的热元件电极加以操作，可以使用后层接收传输带401的二次、三次或四次谐波分量。相类似，使用接地的电极208/303、210/305、211/306及操作电极209/304作为相控阵列的热元件电极，可以在一个高频带中进行操作，而且通过把电极208/303和211/306接地，以及连接电极209/304和210/305，接收传输带的子谐波，以针对一个低频带电气地并行操作这两个层。
图5中描述了一个提供了对4个扫描平面进行自由选择的双压电层结构，其自如图3中所示的面示出了各压电层和电极。沿厚度方向，该结构包括两个压电层，具有一个与负载的弹性层的阻抗接合，如图2中所示。图5a中示出了对陶瓷压电层进行切割的一个示例，其中，501表示切割凹槽，502表示陶瓷柱/岛。与图3中的结构的差别在于，形成陶瓷/聚合物合成物的陶瓷切割，以及指状/元件电极的方向。具体地讲，对于图5中的结构，层201和202之间的两组中间电极504/209和505/210具有与图5c和5d中所示的不同的方向。层201的后侧配备有图5b中所示的一组指状电极503/208，层202的前侧配备有一组图5e中所示的一组指状电极506/211。
可以看出，通过把电极504/209、505/210以及506/211接地，并且把后电极503/208作为线性相控阵列的热元件电极加以操作，可以获得如图6中描述为601的一个2D扫描平面。通过把电极503/208、505/210以及506/211接地，并且把电极504/209作为相控阵列的热元件电极加以操作，可以获得图6中的2D扫描平面602。通过把电极503/208、504/209以及505/210接地，并且把电极506/211作为相控阵列的热元件电极加以操作，可以获得图6中的一个2D扫描平面603。通过把电极506/211、503/208以及504/209接地，并且把电极505/210作为相控阵列的热元件电极加以操作，可以获得图6中的一个2D扫描平面604。针对后和前层的转移函数将与图4中所示的401和402相同，然而，这一结构将不允许使用低频带403中的各层的电平行耦合进行相控阵列扫描。
例如，可以使用一个如图7中所说明的集成电路，对所说明的扫描平面进行电子选择。该图以举例的方式，把图3的多层/多电极换能器阵列示为701。导线组703、704、705以及706把电极组303、304、305以及306连接于电子转换电路702，电子转换电路702通过控制信号707，选择将连接于馈送给成像装置710的同轴电缆组708的热线的电极组，以及选择将连接于信号地电平709的电极组。可以把这样的一个电子电路靠近阵列加以安装，以使能够仅把用于扫描平面选择的电缆708和控制信号707连接于成像装置。
接下来，通常情况下，把换能器阵列和扫描平面选择电路安装在手持探针的顶部，用于从体表面成像，或安装在诸如胃窥镜等的内窥镜的顶部，用于从体内对物体成像，例如心脏的经食道的成像或肿瘤的内窥镜成像。
图8以举例的方式示出了一个根据本发明的具有阵列801的经食道的探针800，经食道的探针800安装在插入体中的胃窥镜的顶部。根据用于内窥镜顶部的线控的标准方法，通过旋转柄803和804、经由导线控制探针的可引导顶部802的角度方向。这一具体的实施例包括一个用于旋转的附加控制805，如胃窥镜顶部802中的阵列801的箭头806所指示的，例如用以调整扫描平面之一以跟随心脏的长轴。然后，根据该阵列的设计，围绕这一长轴对其它扫描平面加以分组。可以把这一调整用于标准化对心脏的局部壁运动的观察，或心脏窝洞或其它诸如肿瘤等物体的体积的精确计算。通过电缆807把内窥镜探针连接于成像装置。
也可以使用图9中示为900的二维矩阵阵列，对在所选定的一组2D扫描平面中的波束进行电子引导。该阵列包括一组位于2D矩阵中的小元件905，其中，可以分别地延迟针对每一元件的信号。通过延迟各元件的信号，可以引导波束，并且可以根据已知的原理沿一个所选择的方向将其在一个锥形体906中加以聚焦。具体讲，可以在一组2D扫描平面901、901、903中选择允许以上所描述的超声波束的扫描的波束方向。然而，与图3和5中的阵列相比，该2D矩阵阵列明显增加了超声扫描系统的复杂度。
使用以上所描述的阵列，从一组2D扫描平面中电子选择这些2D扫描平面，允许3个或4个扫描平面中的心脏的几乎同时成像，如针对图1所讨论的。此处，图1b以举例的方式描述了使用3个2D扫描平面实时成像的一个显示，例如，可以使用图3中的阵列获得这些2D扫描平面。相类似，例如，图10a示出了对使用图5中的阵列获得的4个实时扫描平面的显示。在这一例子中，2D图像显示1001～1004可以相应于图6中的2D图像数据601～604。把一个示出用于计时参照的EGC的时间轨迹1005与一个区域1006一起包括在这一显示中，其中区域1006用于显示字母数字数据，例如最终心脏舒张和最终心脏收缩的心室容积、射血分数等。通常，把图1a和10中的图像用于壁运动评价，其中根据人们所熟悉的原理，可以把评价数据提供于一个核心图像中。
通过对2D图像中的心室窝洞的体积的自动检测，可以实时计算心脏窝洞的体积，特别是左心室的窝洞体积，如[6]中所示出的，以研究填充和射出模式，而且还可以研究左心室的射血分数。可以把超声对比剂用于研究心肌中的局部灌注变化，其中对比剂的谐波成像提高了组织功率比(power ratio)的对比度。在困难的情况下，也可把超声对比剂用于对病人成像，以改善对窝洞区域的确定。
在许多进行监视的情况中，所测量的左心室压力PLV(t)可用于整个心室周期。在某些关键的情况中，例如，邻近手术、术后，可以通过左心室中的一个导管获得PLV(t)。在其它一些情况中，当主动脉瓣打开时，可以根据整个心脏收缩的主动脉压力得到PLV(t)。可以通过一个中央血管中的导管或通过对锁骨下或颈动脉血管的直径的测量，获得主动脉压力。把左心室直径的D(t)和壁厚H(t)的超声测量加以组合，可以根据已知的方法[7]计算心肌中的纤维应力σf(t)，例如，根据σf(t)=H(t)(D(t)+H(t))(3-(D(t)+H(t)2L(t))2)PLY(t)---(1)]]>其中，L(t)为左心室窝洞的长度。在大多数情况中，可以使用一个常数平均值近似表示L(t)。当心肌肌肉体积为恒定时，也可以根据D(t)和L(t)获得壁厚H(t)在时间上的变化。然后，可以通过斜截的椭圆体近似表示左心室容积VLV并根据D(t)与L(t)进行计算。
还存在着根据左心室窝洞体积VLV和心肌壁体积VW[8]计算纤维应力的一个公式，例如σf(t)=3ln(1-VWVLV(t))PLV(t)---(2)]]>因此，根据本发明，这样的计算允许对心肌的先前的生理收缩/舒张参数的实时显示。参数波形的时间差，包括容积轨迹，增强了关于收缩开始和结束时迅速变化期间的生理机能的信息。
可以令接近所有区域中心肌的均匀收缩的心室中的心肌纤维中的平均相对应变，近似地等于心脏直径的相对变化，εa(t)＝D(t)/Dmax。对于应变中的局部变化，当发现缺血性心脏病时，平均应变依然是心脏性能的一个引人关注的测量，但在这一情况中，也可能会发现局部地可变化的应变ε(r，t)，其中，r是心肌表面的应变的一个向量坐标。根据沿每一波束方向的多普勒测量，可以估计心肌中的局部应变率，能够以不同的方式加以显示，例如在图10b中的核心图像1007中将局部应变率显示为彩色或灰度级表示，其中，核心图像中的角度方向表示图1中的101、102以及103的扫描平面的角度方向，核心图像中的径向方向表示距心脏的顶点的距离。
为了进一步说明这一监视情况，图11描述了根据本发明的一个示例显示，其中，把使用根据本发明的阵列所获得的心脏的维度测量用于计算左心室的收缩参数。这一显示从顶至底示出了ECG轨迹1101、左心室压力1102、纤维应力1103与平均、相对纤维应变1104、以及左心室容积轨迹1105。对于较长一时间周期上的倾向信息，可以按慢速时度把结束心脏收缩量ESV(1106)示成每一搏动VLV的最小值，把结束心脏舒张量EDV(1107)描述为每一搏动VLV的最大值，以及把搏出量SV(1108)、心脏输出量EF(1109)以及射血分数CO(1110)计算为SV＝DEV-ESVCO＝SV*HR EF＝SV/EDV(3)其中，HR＝60/THR为每分钟搏动的次数，这一次数是自很短的时间内每次搏动的心搏周期的时间长度THR计算得出的，例如根据ECG针对每一心脏搏动所测量的。可以很方便的把这些参数与HR(1111)以及其它参数，例如max(dV/dt)、max(σf)、max(Dσf)、max(dσf)、max(εa)、max(dεa/dt)等一起作为沿每一轨迹或在一个字母数字区域1112中每一心脏搏动的数字加以显示。
因此，尽管已说明、描述以及指出了施加于其一个优选实施例的本发明的基本的新型特性，但这一技术领域中的熟练技术人员将会意识到，在不背离本发明的构思的情况下，可以在所说明的设备的形式与细节方面，对本发明进行各种省略、替代以及修改。例如，为了达到相同的结果，那些以基本相同的方式执行基本相同的功能的元件与/或方法步骤的所有的组合，均落入本发明的范围。而且，还应该认识到，作为设计选择的一个通常情况，可以把与本发明的任何所公开的形式或实施例相关的所说明与/或所描述的结构与/或元件与/方法步骤，并入任何其它所公开、或所描述、或所建议的形式或实施例。因此，本发明旨在仅由此处所附权利要求的范围加以限制。
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1998年5月10日申请的美国专利5,724,976“Ultrasound ImagingPreferable to Ultrasound Contrast Echography”。发明人YoshitakaMine、Matota Hirama、Hiroyuki Tsujino、Shiro Saito。受让人日本，川崎，kabushiki kaisha Toshiba。
1998年10月20日申请的美国专利5,825,117“Second HarmonicImaging Transducers”。发明人William J.Ossmann、LarryPendergass、Martin K.Mason。受让人加利福尼亚，palo Alto，Hewlett-Packar公司。
1999年9月28日申请的美国专利5,975,851“Extended BandwithUltrasonic Transducer”。发明人John Hossack。受让人加利福尼亚，Mountain View，Acuson公司。
2001年1月5日申请的美国专利申请“Wide or Multiple FrequencyBand Transduser and Transducer Arrays”。发明人BjΦrn A.J.Angelsen and Tonni F.Johansen。
Askhus S、Mae hle J.、BjΦrnstan K.“A new method forechocardioraphic computerized tree-dimensional reconstruction ofleft ventricular endocardial surfaceIn vitro accurancy and clinicalrepeatability of volumes”。J Am Soc Echocard，第7卷，序号6，1994571-581。
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Arts T、Bovendeerd PHM、Prinzen FW、Reneman RS“Relationbetween left ventricular cavity pressure and volume and systolic fiber stressand strain in the wall”。J Biophys 59，199193-102。
权利要求
1.一种用于在至少3个不同2D图像平面中一物体几乎实时超声成像的方法，该方法包括下列步骤-使用一个超声换能器阵列，电子地扫描一个脉冲超声波束，其中脉冲超声波束具有至少可在3个不同扇形扫描平面中电子地和自由地加以选择的波束方向，围绕一个公共轴以不同的角度方向对这些扇形扫描平面加以定位，可以在2D扫描平面之中和2D扫描平面之间，逐脉冲地转换波束方向，以及-使用来自每一波束方向中的脉冲的反向散射信号，形成图像数据作为沿图像取样波束方向的深度的一个函数，-把来自每一所述图像取样波束方向的图像数据组合在一起，以形成使用这样的高帧速率所获得的来自每一扫描平面的该物体的2D图像，-以使可针对与物体运动相关的实际目的，把来自所述至少3个不同2D扫描平面的实时2D图像显示在一个显示屏幕上。
2.一种根据权利要求1所述的方法，其中，超声换能器阵列允许在固定数量的2D扫描平面内的超声波束的扇形扫描，其中，2D扫描平面的个数至少为3个，可以以可忽略不计的转换时间，针对每一所传输的脉冲，电子地选择所述固定数量的2D扫描平面的一个具体的2D扫描平面。
3.一种根据权利要求1所述的用于在至少3个不同2D图像扫描平面中一物体的超声成像的系统，该系统包括-一个超声换能器阵列，允许在至少3个不同2D扫描平面中进行超声波束的扇形扫描，其中，可以在2D扫描平面之中和2D扫描平面之间，逐脉冲地、自由地、电子地选择波束方向，-换能器阵列连接于一个成像装置，该成像装置包括-分析形成装置，用于分析来自波束方向的反向散射信号，形成图像数据作为沿波束方向的深度的一个函数，-组合形成装置，用于对来自所述波束方向的图像数据进行组合，以形成来自至少3个2D扫描平面的物体的2D图像，-显示装置，用于把物体的所述2D图像实时地显示在一个公共显示屏幕上。-选择与2D扫描平面的个数和物体的运动相关的所述波束的一个扫描模式，以使可以高的帧速率显现超声图像，-为与物体运动相关的实际目的，获得所述2D扫描平面中的运动物体的实时成像。
4.一种根据权利要求3所述的超声成像系统，其中，在用于每一个2D波束取样的一个圆中改变2D扫描平面，以使可以在一个螺旋锥体中获得物体的一个3D扫描，以在邻近2D扫描平面的取样波束之间以最小的延迟观察物体。
5.一种用于心脏功能的超声监视系统，包括一种根据权利要求1的超声2D成像系统，以及多个心脏生理测量装置。
6.一种根据权利要求5所述的用于心脏功能的超声监视系统，其中，在超声图像中进行自动边缘检测，以自动计算心脏窝洞体积，与/或计算心肌纤维中的相对应变。
7.一种根据权利要求6所述的用于心脏功能的超声监视系统，其中，把心室维度或容积与心室压力测量相组合，以计算窝洞壁中的纤维应力。
8.一种根据权利要求6或7所述的用于心脏功能的超声监视系统，其中，在显示屏幕的一个部分上或在一个独立的显示屏幕上同时显像心脏的多个扫描平面，与此同时，把根据超声图像或其它生理测量所导出的参数的时间上的变化作为时间的一个函数，显示在屏幕的其它部分上或一个独立的显示屏幕上。
9.一种根据权利要求8所述的用于心脏功能的超声监视装置，其中，按慢速时度把用于每一心搏周期的时间轨迹的最小和最大值显示在同一显示器上或一个独立的显示器上。
10.一种能够在一组可以电子地选择的2D扫描平面中进行超声波束的相控阵列导向和聚焦的超声换能器阵列，其中，2D图像平面的个数至少为3个，其特征在于，-该阵列由至少两个压电阵列层构成，这两个压电阵列层面对面地安装在一个具有前和后方向的夹层结构中，-把压电夹层的后面安装在一种衬底材料上，压电夹层的前面适合于通过至少一个用于压电层和负载材料之间的声阻抗接合的弹性层，连接于声负载材料，-在压电层的每一个面上附接一组平行的指状电极，其中，把这些电极互相电气地加以隔离，每一压电层的前和后面上的指状电极的方向互相呈非零角度，-所述面上的每一组指状电极适合于作为热元件电极有选择地连接于一个相控阵列波束形成装置，或连接于波束形成装置信号地，-以使可在至少一个压电层的一侧上，有选择地把整组指状/元件电极作为热元件电极连接于波束形成装置，并且把各压电层的其它面上的所有其它组指状电极接地，从而获得一个线性相控阵列换能器，其中，由被选择为该阵列的热电极的那一组指状电极确定围绕一个公共轴的2D扫描平面的角度方向。
11.一种根据权利要求10所述的超声换能器阵列，其中，将压电层制成为铁电陶瓷和聚合物的组合物，其中，-夹层中所有压电阵列层的组合结构是相同的，使用至少某些填充有聚合物的线性凹槽把这一组合物的陶瓷柱互相分离，-所述线性凹槽符合压电层的面上的所述指状电极之间的分离，因此也符合所述波束形成装置的热元件导线所连接的电极所定义的有源相控阵列元件之间的分离。
12.一种根据权利要求11所述的由两个压电阵列层构成的超声换能器阵列，其中，-所述组合结构中的陶瓷柱具有一个三角形的横截面，对这些三角形进行排列，以使可以对陶瓷进行切割，以形成直线凹槽，-某些填充有聚合物的所述直线凹槽确定了指状电极之间的隔离，因此也确定了所选择的、有源相控阵列元件之间的分离。-每一压电层的一个面的指状电极具有相同的第一方向，而其它面的指状电极的方向互不相同，并且与所述第一方向不同。
13.一种根据权利要求12所述的由两个压电阵列层构成的超声换能器阵列，其中，-所述组合结构中的陶瓷柱具有一个等边三角形的横截面，对这些三角形进行排列，以使可以按互相倾斜60度的直线对陶瓷进行切割，-压电层表面的指状/元件电极的分离，与这一组合物中的聚合物的直线相一致，所以指状电极的方向形成互相呈60度的角度。
14.一种根据权利要求12所述的超声换能器阵列，其中，压电层具有相反的极化方向，以及-对于与所述第一方向正交的一个2D扫描平面中的一个较低频带中的操作，把两组具有相同的第一方向的指状电极互相连接，以形成一个相控阵列的热电极，-同时把其它电极组耦合于信号地，以使可以针对一个较低频带中的操作获得各层的电平行操作，-对于也与所述第一方向正交的2D扫描平面中的一个较高频带中的操作，仅把具有所述第一方向的前或后层的电极用作相控阵列的热电极，同时把其它指状电极组连接于信号地。
15.一种根据权利要求10所述的由两个压电层构成的超声换能器阵列，其中，每一压电层的前和后面指状电极的方向互相形成一个角度，而且前压电层的后指状电极和后压电层的前指状电极的方向互相形成一个角度，以使压电层的4个面上的所有4组指状电极互相形成一个非零角度。
16.一种根据权利要求15所述的由两个压电层构成的超声换能器阵列，其中，每一压电层的前和后面指状电极的方向互相形成90度的角度，而且前压电层的后指状电极和后压电层的前指状电极的方向互相形成45度的角度。
17.一种根据权利要求11和16所述的超声换能器阵列，其中，合成结构中的陶瓷柱具有一个等腰三角形的横截面，等腰三角形的顶角为90度，把该三角形配置为可以沿互相倾斜呈45度的直线对陶瓷进行切割。
18.一种根据权利要求10所述的用于相控阵列成像的、可对多个扫描平面方向进行电子选择的超声换能器阵列，其中，-靠近换能器阵列安装一个电子转换电路，-把每一压电层面的电极组的各指状电极电气地连接于该转换电路，-该转换电路能够把压电层的一个可自由选择的面的电极组连接于超声波束形成装置的热线，同时把压电层的其它面的电极组连接于信号地。
19.一种根据权利要求10所述的由一个具有一个超声阵列的内窥镜构成的超声换能器探针，安装在将插入一个物体的内窥镜的顶部，用于物体中内部结构的超声成像。
20.一种根据权利要求19所述的超声换能器探针，其中，内窥镜的顶部是柔性的，而且其中可以通过在内窥镜的外端进行控制，控制顶部的弯曲度。
21.一种根据权利要求19所述的超声换能器探针，其中，可以在内窥镜外端的装置所控制的内窥镜的顶部中，或者在成像装置中旋转阵列。
22.一种根据权利要求3所述的超声2D相控阵列成像系统，能够操作多组根据权利要求10所述的相控阵列换能器的平行指状电极，该超声成像装置还提供了电子选择信号以控制对将连接于该系统的热线的元件组以及连接于信号地的元件组的电子选择，以或通过从装置控制面板的手工控制，或通过按某一顺序对扫描平面自动选择莱选择用于2D成像的超声扫描平面，例如改变用于每一波束的扫描平面，或从2D帧到2D帧，或按较慢速方式改变扫描平面，例如由根据诸如ECG等的生理信号所导出的一个信号加以触发。
全文摘要
提供了一种在至少3个围绕某一公共轴旋转的二维扫描平面中对物体实时超声成像的方法，以及允许如此成像的超声换能器阵列的设计。并且将该方法引入对心脏功能情况的监视，其中，例如，将其与其它测量结果相组合，计算LV压力、诸如射血分数与肌肉纤维应力等生理参数。
文档编号H04R17/00GK1652723SQ03810944
公开日2005年8月10日 申请日期2003年3月13日 优先权日2002年3月15日
发明者比约恩·A·J·安杰尔森, 通尼·F·约翰森 申请人:比约恩·A·J·安杰尔森, 通尼·F·约翰森