專(zhuān)利名稱(chēng)：物體的多掃描平面超聲成像的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明針對(duì)多掃描平面中物體，例如生物結(jié)構(gòu)的實(shí)時(shí)超聲成像。提供了具有多個(gè)可電子選擇的二維(2D)掃描平面的、用于二維超聲成像的有效的超聲相控陣列體波換能器的設(shè)計(jì)。2D掃描平面方向的電子選擇允許方向的迅速轉(zhuǎn)換，從而可同時(shí)在多個(gè)掃描平面中幾乎實(shí)時(shí)地觀(guān)察諸如心臟等運(yùn)動(dòng)物體。本發(fā)明還解決了對(duì)心臟功能的實(shí)時(shí)超聲監(jiān)視問(wèn)題。
背景技術(shù)：
在醫(yī)學(xué)超聲成像過(guò)程中，通常通過(guò)一系列二維(2D)掃描平面方向檢查一個(gè)物體，以觀(guān)察物體的形態(tài)、局部變化以及體積。具體地講，人們使用心臟的這樣的多掃描平面成像，以估計(jì)壁運(yùn)動(dòng)和心肌的收縮/舒張方面的局部變化，以及計(jì)算改變心臟體積的時(shí)間，或心臟中纖維應(yīng)力和應(yīng)變的時(shí)間變化。其它情況包括對(duì)胎兒、腫瘤等的觀(guān)察，特別是，計(jì)算胎兒、腫瘤的體積，以研究胎兒、腫瘤的增長(zhǎng)。
在實(shí)際的臨床檢查中，通常通過(guò)2D超聲探針的手工運(yùn)動(dòng)獲得這樣的多2D掃描平面，例如其中使用2D相控陣列探針對(duì)心臟的經(jīng)食道測(cè)量，設(shè)計(jì)了通過(guò)遠(yuǎn)程控制旋轉(zhuǎn)超聲陣列的具體機(jī)構(gòu)。[1]中介紹了一種用于沿兩個(gè)角度方向電子選擇超聲掃描平面的相控陣列換能器(transducer)受到限制，主要原因在于，要想在個(gè)以上平面中觀(guān)察物體，通常需要2D掃描平面的至少三個(gè)或四個(gè)角度方向。
本發(fā)明提出了解決這一問(wèn)題的一種方案，該方案設(shè)計(jì)了一個(gè)相控陣列換能器，其允許對(duì)兩個(gè)以上的角度方向，例如3或4個(gè)角度方向中的2D掃描平面的自由的電子選擇。

發(fā)明內(nèi)容
本發(fā)明提出了在3或3個(gè)以上2D超聲掃描平面中的物體幾乎實(shí)時(shí)超聲成像的方法，其中，圍繞一個(gè)公共軸旋轉(zhuǎn)2D掃描平面。此處，幾乎實(shí)時(shí)意味著沿所述2D掃描平面中的一組樣本波束收集圖像數(shù)據(jù)，而且頻繁地進(jìn)行物體的樣本波束數(shù)據(jù)收集，以使能夠在相對(duì)物體運(yùn)動(dòng)的非常短的時(shí)間周期內(nèi)收集定義圖像的所有樣本波束數(shù)據(jù)，所收集的數(shù)據(jù)捕獲了一個(gè)針對(duì)實(shí)際目的運(yùn)動(dòng)物體的凍結(jié)的(frozen)幀。另外，還可以把圖像數(shù)據(jù)以慢速延遲的方式顯示在一個(gè)圖像屏幕上，以使能夠針對(duì)實(shí)際目的在物體運(yùn)動(dòng)時(shí)對(duì)其進(jìn)行觀(guān)察。
這樣的多2D實(shí)時(shí)成像可用于研究心臟壁運(yùn)動(dòng)的局部變化。例如，把圖像分析用于對(duì)心臟窩洞或腫瘤的邊緣的自動(dòng)選擇，則可以研究物體的維度和體積變化，從而可以研究腫瘤的增長(zhǎng)或心室容積以及射血分?jǐn)?shù)。根據(jù)心室維度，可以計(jì)算心肌應(yīng)變，使用多普勒分析，可以用數(shù)量來(lái)表示沿每一波束方向的心肌的局部壁速度和應(yīng)變速度。也可以使用叫做彈性圖的方法，把多普勒分析與組織的受力變形一起用于研究組織彈性的局部變化。通過(guò)左心室壓力的附加輸入，例如，在麻醉或關(guān)鍵護(hù)理監(jiān)控期間，本發(fā)明還提出了用于實(shí)時(shí)計(jì)算左心室纖維應(yīng)力的方法，以精確觀(guān)察心肌的生理機(jī)能。因此，本發(fā)明設(shè)計(jì)了對(duì)用于例如在麻醉或其它關(guān)鍵護(hù)理監(jiān)控期間，監(jiān)視心臟行為的這樣的成像的使用。
本發(fā)明還提出了對(duì)超聲換能器陣列的詳細(xì)的設(shè)計(jì)，這些超聲換能器陣列允許在圍繞一個(gè)公共軸旋轉(zhuǎn)的3個(gè)或4個(gè)2D掃描平面中的超聲波束的扇形掃描。這一設(shè)計(jì)包括至少兩個(gè)面對(duì)面安裝在一個(gè)夾層結(jié)構(gòu)中的有源壓電、相控陣列換能器層，其中夾層結(jié)構(gòu)結(jié)構(gòu)安裝在一種襯底材料上。通過(guò)一組彈性阻抗界面層把壓電夾層正面連接于負(fù)荷材料，用于改進(jìn)壓電層和負(fù)荷材料之間的聲功率耦合。在一個(gè)具體的寬帶設(shè)計(jì)中，最靠近壓電層的阻抗界面層具有與壓電層相同的特性阻抗，如[5]中所描述的。
形成每一陣列層的前和后側(cè)電極作為一組連接于一個(gè)轉(zhuǎn)換電路的隔離的、平行的指狀/元件電極。每一層的前和后側(cè)上的指狀電極/元件方向互相形成角度。對(duì)不同壓電層的指狀電極/元件方向進(jìn)行排列，以使一個(gè)層的至少一組電極的指方向與其它層的至少一組電極的指方向形成一個(gè)角度。
對(duì)轉(zhuǎn)換電路電子地加以控制，以使可以有選擇地把每一壓電層表面的全組指狀電極連接于一個(gè)相控陣列超聲成像裝置的熱線(xiàn)，或連接于信號(hào)地。這允許針對(duì)每一所傳輸?shù)拿}沖，對(duì)一組2D掃描平面方向中的一個(gè)方向進(jìn)行電子選擇。使用每一2D圖像中的有限數(shù)量的波束，可以獲得相當(dāng)高的幀速率，以使當(dāng)順序地轉(zhuǎn)換掃描平面時(shí)，不同掃描平面中的圖像能夠幾乎實(shí)時(shí)地顯示物體。因此，該成像裝置能夠?qū)崟r(shí)地顯示3個(gè)或4個(gè)掃描平面方向，例如，以觀(guān)察心肌的局部收縮異常。
并行地傳輸一個(gè)寬波束，并使用多個(gè)窄接收波束覆蓋這一寬波束，可以把幀速率增加到2～6個(gè)數(shù)量級(jí)。在掃描平面相交以及波束具有有限的關(guān)于物體(例如左心室的內(nèi)部)的信息，同時(shí)心室壁覆蓋有高密度的波束用于心室壁運(yùn)動(dòng)分析的情況下，通過(guò)減小波束密度，也可以使幀速率增加。對(duì)于在不同的掃描平面中對(duì)心臟的高幀速率的觀(guān)察，可以在整個(gè)心搏周期保持相同的掃描平面方向，并且可以在心肌收縮開(kāi)始之前，改變掃描平面的方向，例如由來(lái)自心臟的ECG信號(hào)觸發(fā)。
本發(fā)明還描述了一個(gè)具體的實(shí)施例，其中，把多掃描平面相控陣列安裝在內(nèi)窺鏡的頂部，用于從身體的內(nèi)部對(duì)物體成像。具體地講，這樣的一種方法可用于多掃描平面中心臟的經(jīng)食道的成像，例如用于在外科手術(shù)期間有助于麻醉監(jiān)視。在內(nèi)窺鏡中可以進(jìn)一步機(jī)械地旋轉(zhuǎn)經(jīng)食道的陣列，以把掃描平面與感興趣的區(qū)域精細(xì)地對(duì)準(zhǔn)，或者用于增加將加以成像的掃描平面的數(shù)量。
超聲對(duì)比劑可用于觀(guān)察心室血液灌流的局部變化。為了有效地確定心室容積，也可以對(duì)這樣的對(duì)比劑加以管理。給出了陣列實(shí)施例的一個(gè)示例，其允許多頻帶中的成像。這一實(shí)施例特別適用于在一個(gè)頻帶中進(jìn)行超聲脈沖的傳輸，以及在傳輸帶的子、二次、三次、或四次諧波分量中接收。這樣的諧波成像特別有益于超聲對(duì)比劑的檢測(cè)，有助于心室血液灌流方面的局部變化，諧波成像既有益于對(duì)心室窩洞體積的自動(dòng)檢測(cè)，也有益于對(duì)血管增多的腫瘤區(qū)域的檢測(cè)。


圖1，在圖1a中描述了允許在3個(gè)2D掃描平面中同時(shí)對(duì)一個(gè)物體實(shí)時(shí)成像的一個(gè)成像系統(tǒng)的示例，在圖1b中描述了顯示3個(gè)實(shí)時(shí)2D圖像的一個(gè)示例，及在圖1c中說(shuō)明了用于觀(guān)察心肌的超聲波束的一個(gè)螺旋掃描，具有跨心肌的波束之間的最小的延遲。
圖2描述了根據(jù)本發(fā)明的換能器陣列的一個(gè)典型層結(jié)構(gòu)的厚度方向的截面圖。
圖3描述了具有允許對(duì)如圖1a中所示的3個(gè)2D掃描平面進(jìn)行電子選擇的指狀電極結(jié)構(gòu)的一個(gè)兩層的陣列。
圖4描述了可以使用圖3中的換能器結(jié)構(gòu)獲得的傳輸轉(zhuǎn)換功能。
圖5描述了具有允許對(duì)4個(gè)掃描平面進(jìn)行電子選擇的根據(jù)本發(fā)明的兩個(gè)壓電層的另一換能器陣列結(jié)構(gòu)。
圖6描述了可以使用圖5中的換能器陣列結(jié)構(gòu)加以選擇的示例掃描平面。
圖7描述了如何使用一個(gè)位于靠近該陣列的超聲探針中的電子轉(zhuǎn)換電路選擇掃描平面，以最小化把探針連接于成像裝置的電纜的條數(shù)。
圖8描述了根據(jù)本發(fā)明的具有安裝在胃窺鏡的頂部的一個(gè)超聲陣列和電子轉(zhuǎn)換電路的經(jīng)食道的探針。
圖9描述了使用一個(gè)2D矩陣陣列，圍繞一個(gè)公共軸旋轉(zhuǎn)的3個(gè)可選2D掃描平面中超聲波束的傳輸。
圖10以舉例的方式描述了圖像數(shù)據(jù)的顯示，其中圖10a描述了4個(gè)同時(shí)、實(shí)時(shí)2D圖像的顯示；以及圖10b描述了3個(gè)2D圖像中心肌應(yīng)變數(shù)據(jù)的一個(gè)核心顯示。
圖11描述了使用根據(jù)本發(fā)明的心臟監(jiān)視裝置獲得的心臟生理變量的時(shí)間顯示，既描述了顯示一次心博中變化的快速時(shí)間幀，也描述了顯示從搏動(dòng)到搏動(dòng)的參數(shù)變化的一個(gè)慢速時(shí)間幀。
具體實(shí)施例方式
以下給出了根據(jù)本發(fā)明的幾個(gè)示例實(shí)施例，這一介紹僅為說(shuō)明性的，決不表示對(duì)本發(fā)明的限制，其最寬泛的方面，由此處所附的權(quán)利要求加以定義。
作為本發(fā)明的一個(gè)示例實(shí)施例，圖1a描述了一個(gè)能夠傳輸脈沖超聲波束的換能器陣列100，其中脈沖超聲波束具有可在諸如3個(gè)2D扇形掃描平面101、102以及103中自由地和電子地引導(dǎo)的方向，可以圍繞一個(gè)公共軸104以不同的角的方向旋轉(zhuǎn)這3個(gè)2D扇形掃描平面101、102以及103。經(jīng)由一條電纜105把換能器陣列連接于一個(gè)超聲成像裝置106，超聲成像裝置106具有給至一個(gè)顯示屏幕107的圖像輸出。
在典型的成像情況中，超聲成像裝置106把信號(hào)導(dǎo)向換能器，換能器在2D掃描平面101～103中按所選擇的方向傳輸超聲波束。反向散射信號(hào)是用于該裝置中所分析的每一波束方向，為沿該波束方向的一組范圍取樣生成一組圖像參數(shù)。典型的圖像參數(shù)可以是用于對(duì)組織結(jié)構(gòu)進(jìn)行成像的反向散射幅度的一個(gè)壓縮版本；或者是用于對(duì)血流速度、組織運(yùn)動(dòng)的速度、或組織區(qū)域的應(yīng)變(例如心肌應(yīng)變)、或用于彈性圖成像的腫瘤上的受力應(yīng)變的多普勒頻率參數(shù)，所有這些參數(shù)均基于已知的方法。
能夠以多種方式進(jìn)行波束掃描，例如，針對(duì)每一2D掃描平面依次順序地進(jìn)行波束掃描，或按如下所描述的螺旋模式進(jìn)行波束掃描。然后，對(duì)屬于每一掃描平面的波束方向的圖像參數(shù)集中在一起，以形成用于這些掃描平面的圖像參數(shù)的2D圖像。接下來(lái)，把這些2D圖像實(shí)時(shí)地顯示在一個(gè)顯示屏幕上，例如，作為圖1b中的圖像111、112、113。該圖還說(shuō)明了將用作計(jì)時(shí)參照的一個(gè)心臟ECG的一個(gè)時(shí)間軌跡114，具有一個(gè)用于顯示從這些圖像或其它測(cè)量結(jié)果所抽取的字母數(shù)字?jǐn)?shù)據(jù)的區(qū)域115。
對(duì)于每個(gè)具有15cm的圖像范圍的2D圖像使用64個(gè)波束，通常每秒可獲得72個(gè)2D圖像。因此，使用3個(gè)順序的2D掃描平面，可獲得每秒對(duì)3個(gè)2D掃描平面的24個(gè)完全更新。增加到4個(gè)順序的掃描平面，可獲得4個(gè)2D掃描平面的每秒18個(gè)完全更新。具有一個(gè)16mm孔陣列的64個(gè)波束，在3MHz時(shí)給出大約60度的2D圖像的一個(gè)全開(kāi)度角，具有2D圖像的完整角取樣。
傳輸一個(gè)寬傳輸波束，并且用多個(gè)(例如2～6個(gè))窄接收波束并行地覆蓋這一寬傳輸波束，允許圖像速率增加到2～6倍。這還給予了擴(kuò)展每一2D掃描平面的掃描角，例如擴(kuò)展到90度的時(shí)間。也可以通過(guò)減小波束密度增加2D掃描的圖像速率與/或?qū)挾?，特別是在接近軸104的平面的重疊區(qū)域中，以及在具有很少關(guān)于物體的信息的區(qū)域中，例如具有心臟的尖端長(zhǎng)軸成像的心室的中間部分。如果需要更快的2D圖像速率，例如，為了研究心臟收縮和舒張的開(kāi)始的細(xì)節(jié)，可以為每一個(gè)掃描平面形成一個(gè)全心搏周期圖像，并且在心搏周期結(jié)束時(shí)改變掃描平面，例如通過(guò)ECG信號(hào)加以觸發(fā)。
為了評(píng)估心臟的局部壁運(yùn)動(dòng)異常，對(duì)不同區(qū)域中的壁進(jìn)行取樣的波束之間的時(shí)間延遲的最小化是十分重要的。然后，通過(guò)心室的頂端成像，沿左心室長(zhǎng)軸對(duì)陣列中心軸104進(jìn)行定位，在圖1c中把其描述為在中心處與該圖正交獲得一個(gè)有用的心臟掃描。在這一圖像中，把一個(gè)典型的心肌橫截面描述為區(qū)域125。把掃描平面101、102、103的橫截面描述為121、122、123。在這一具體的波束掃描模式中，在針對(duì)每一相繼波束方向的圓(circule)中轉(zhuǎn)換掃描平面方向，以能夠通過(guò)穩(wěn)定增加/減小波束相對(duì)軸104的角度，以錐形螺旋方式進(jìn)行波束掃描。叉號(hào)表示某些詢(xún)問(wèn)波束，其中，選擇126、127、128表示沿方向129按某一順序相接的波束的一個(gè)子集。在具有相對(duì)軸104的這一波束角的最后波束130處，增加波束角度，以使下一個(gè)波束橫截面為與波束126相同的掃描平面121中的131，但具有相對(duì)中心軸104的較大的(或者可能較小的)波束角度。在這一例子中，在2D掃描平面122中，波束方向132跟隨有波束方向130，余此類(lèi)推，如箭頭所指示的。由于使用接近于波束和軸104之間的相同的開(kāi)度角的波束對(duì)具有這一掃描模式的心肌125加以成像，所以能夠在一個(gè)有限的時(shí)間間隔內(nèi)覆蓋整個(gè)心肌。通常，使用以每秒大約80個(gè)幀的幀速率可以在10～15毫秒的時(shí)間間隔內(nèi)收集的大約10×6～60個(gè)連續(xù)的波束，覆蓋心肌。這為研究心肌的收縮、舒張模式方面的局部變化提供了非常適度的體積幀速率。
為了加以顯示，可以把來(lái)自屬于每一2D掃描平面的波束方向的圖像數(shù)據(jù)集中在一起，以形成實(shí)時(shí)顯示的2D圖像，如圖1b中示范性加以描述的。然后，可以把多個(gè)掃描平面用于對(duì)心臟的局部壁運(yùn)動(dòng)的實(shí)時(shí)觀(guān)察以及對(duì)心臟窩洞的體積的計(jì)算，兩者均用于診斷與鄰近手術(shù)和術(shù)后監(jiān)視、以及其它關(guān)鍵護(hù)理情況中的監(jiān)視，以下所討論的。
以下將介紹提供根據(jù)本發(fā)明的波束掃描的換能器陣列的兩個(gè)實(shí)施例。
圖2描述了根據(jù)本發(fā)明的相控陣列的厚度方向的一個(gè)橫截面，其中201和202描述了安裝在襯墊結(jié)構(gòu)203上的兩個(gè)壓電陣列層，襯墊結(jié)構(gòu)203具有相當(dāng)高的聲能吸收能力，以使可以忽略襯底材料中所反射的波。使用相控陣列的指狀/元件電極208、209、210以及211覆蓋這些壓電層。使用薄層212把后層的前電極209和前層的后電極210互相電氣地加以隔離，例如使用一種膠膜。在壓電層和聲負(fù)載材料204之間，該結(jié)構(gòu)包含一組彈性層205，以把壓電層的特性阻抗(210、202)接合于負(fù)荷材料204的特性阻抗。
中描述了一種給出了一個(gè)具體寬帶寬的用于這種阻抗接合的方法，其中，與壓電層相接觸的結(jié)構(gòu)205的第一層包含一個(gè)彈性層，該彈性層具有幾乎與壓電層相同的特性阻抗，接下來(lái)是多個(gè)層，這些層具有朝負(fù)載方向逐漸下降的特性阻抗。當(dāng)使用兩個(gè)并行電耦合的壓電層傳輸一個(gè)低頻脈沖，然后，例如在后層201上接收這一脈沖的較高的諧波分量(2次～4次)時(shí)，這樣的一個(gè)阻抗接合是特別有用的，如以下所描述的。還可以在后層201上傳輸一個(gè)脈沖，并且在電平行層201和202上接收一個(gè)次諧波脈沖，如以下所描述的。根據(jù)標(biāo)準(zhǔn)的方法，在其它情況下，可以使用更多的窄帶阻抗接合層205。
圖3中描述了切割這些壓電板以獲得減小的特性阻抗陶瓷/聚合物合成物的一個(gè)示例，其中對(duì)電極加以排列，以允許對(duì)3個(gè)2D平面中的超聲波束進(jìn)行定相引導(dǎo)，其自這些面示出了壓電層和電極。在圖3a中，301描述了陶瓷壓電層的切割凹槽，兩個(gè)層相同，余留陶瓷柱(post)/島(isoland)。切割凹槽301填充有聚合物，以產(chǎn)生一個(gè)特性阻抗減少了的陶瓷/聚合物合成物，即其特性阻抗從大塊陶瓷材料的特性阻抗減小了大約0.5倍，取決于陶瓷的相對(duì)容積填充。
在根據(jù)本發(fā)明的一個(gè)具體的實(shí)施例中，使用一組分隔的指狀/元件電極303覆蓋壓電層201的背面，如圖3b中所示，同時(shí)用具有相同形狀和方向的分隔的指狀電極304和305覆蓋后層201的正面層202的背面，如圖3c中所示。用圖3d中所示的分隔的指狀電極306覆壓電層202的正面。電極組303～306相應(yīng)于圖2中的電極208～211，其中通過(guò)如圖2中所說(shuō)明的層212，把指狀電極304和305互相電氣地加以隔離。
圖1a中描述了可以使用圖3中的陣列獲得的2D掃描平面的一個(gè)原理圖，其中把該陣列說(shuō)明為100。把接地電極設(shè)置為304/209、305/210以及306/211，并且把后電極303/208作為一個(gè)線(xiàn)性相控陣列換能器的元件的熱電極加以操作，可獲得如圖1a中102所示的一個(gè)2D圖像掃描平面。把接地電極設(shè)置為303/208、304/209以及305/210，并且把前電極306/211作為一個(gè)相控陣列的熱元件加以操作，可獲得如圖1a中103所示的一個(gè)2D圖像掃描平面。
按互相為60度的角度，選擇切割和電極方向，如圖2a～2d中所示，可以得到陶瓷島的一個(gè)等邊三角形，圖1a中的2d掃描平面之間呈60度角度，這得到了對(duì)物體的一個(gè)均勻的角度取樣。具有這樣的角度，可以得到相等維度的合成物的陶瓷島，從而允許相等的寬度的陣列的電極/元件。陣列/電極的其它的角度劃分也是可行的，例如，對(duì)與其它所希望的圖像平面更為接近的左心室進(jìn)行取樣。
通過(guò)陣列元件的傳輸轉(zhuǎn)移函數(shù)Htt(ω)，能夠很方便地描述陣列的換能能力，定義為從電極上的傳輸電壓到元件前表面上的振動(dòng)速度的轉(zhuǎn)移函數(shù)。圖4中分別把后層201和前層202(具有另一個(gè)電氣短路的層)的典型的傳輸轉(zhuǎn)移函數(shù)示為401和402。圖1a中的掃描平面101和102均使用了圖2的后壓電層201，并且具有接近1.5～4.2MHz寬頻率范圍內(nèi)的平坦響應(yīng)的轉(zhuǎn)移函數(shù)401。圖1a的掃描平面103使用了圖2的前壓電層202，并且具有圖4的轉(zhuǎn)移函數(shù)402。可以看出，兩個(gè)層具有2.8～4.2MHz頻率范圍內(nèi)的類(lèi)似的轉(zhuǎn)移函數(shù)(401和402)。因此，在這一頻帶內(nèi)，可以使針對(duì)使用前層所獲得的第三掃描平面103的脈沖類(lèi)似于針對(duì)使用后層所獲得的掃描平面101和102的脈沖。
在圖2中，把壓電層的極化示為P1(206)和P2(207)。使用與這一例子中所示的極化的相反的方向，通過(guò)把前(211/306)和后(208/303)電極接地，并且把中間電極(209/304和210/305)作為相控陣列的熱電極加以操作，可以獲得這些層的電平行耦合。圖4中把針對(duì)壓電層的這樣的電平行耦合操作的傳輸轉(zhuǎn)移函數(shù)示為403。應(yīng)該加以注意的是，這一轉(zhuǎn)移函數(shù)覆蓋了0.8～2.2MHz的一個(gè)低頻帶。
因此，除了電子地選擇3個(gè)掃描平面的能力外，該結(jié)構(gòu)還允許在掃描平面102中在多個(gè)頻帶中進(jìn)行操作，既考慮到多頻帶中的規(guī)則的一次諧波成像，也允許諧波成像。例如，通過(guò)如以上所描述的各層的電平行耦合，可以在一個(gè)低頻帶403中進(jìn)行傳輸。把電極208/303、210/305以及211/306接地，同時(shí)把209/304作為相控陣列的熱元件電極加以操作，可以使用后層接收傳輸帶401的二次、三次或四次諧波分量。相類(lèi)似，使用接地的電極208/303、210/305、211/306及操作電極209/304作為相控陣列的熱元件電極，可以在一個(gè)高頻帶中進(jìn)行操作，而且通過(guò)把電極208/303和211/306接地，以及連接電極209/304和210/305，接收傳輸帶的子諧波，以針對(duì)一個(gè)低頻帶電氣地并行操作這兩個(gè)層。
圖5中描述了一個(gè)提供了對(duì)4個(gè)掃描平面進(jìn)行自由選擇的雙壓電層結(jié)構(gòu)，其自如圖3中所示的面示出了各壓電層和電極。沿厚度方向，該結(jié)構(gòu)包括兩個(gè)壓電層，具有一個(gè)與負(fù)載的彈性層的阻抗接合，如圖2中所示。圖5a中示出了對(duì)陶瓷壓電層進(jìn)行切割的一個(gè)示例，其中，501表示切割凹槽，502表示陶瓷柱/島。與圖3中的結(jié)構(gòu)的差別在于，形成陶瓷/聚合物合成物的陶瓷切割，以及指狀/元件電極的方向。具體地講，對(duì)于圖5中的結(jié)構(gòu)，層201和202之間的兩組中間電極504/209和505/210具有與圖5c和5d中所示的不同的方向。層201的后側(cè)配備有圖5b中所示的一組指狀電極503/208，層202的前側(cè)配備有一組圖5e中所示的一組指狀電極506/211。
可以看出，通過(guò)把電極504/209、505/210以及506/211接地，并且把后電極503/208作為線(xiàn)性相控陣列的熱元件電極加以操作，可以獲得如圖6中描述為601的一個(gè)2D掃描平面。通過(guò)把電極503/208、505/210以及506/211接地，并且把電極504/209作為相控陣列的熱元件電極加以操作，可以獲得圖6中的2D掃描平面602。通過(guò)把電極503/208、504/209以及505/210接地，并且把電極506/211作為相控陣列的熱元件電極加以操作，可以獲得圖6中的一個(gè)2D掃描平面603。通過(guò)把電極506/211、503/208以及504/209接地，并且把電極505/210作為相控陣列的熱元件電極加以操作，可以獲得圖6中的一個(gè)2D掃描平面604。針對(duì)后和前層的轉(zhuǎn)移函數(shù)將與圖4中所示的401和402相同，然而，這一結(jié)構(gòu)將不允許使用低頻帶403中的各層的電平行耦合進(jìn)行相控陣列掃描。
例如，可以使用一個(gè)如圖7中所說(shuō)明的集成電路，對(duì)所說(shuō)明的掃描平面進(jìn)行電子選擇。該圖以舉例的方式，把圖3的多層/多電極換能器陣列示為701。導(dǎo)線(xiàn)組703、704、705以及706把電極組303、304、305以及306連接于電子轉(zhuǎn)換電路702，電子轉(zhuǎn)換電路702通過(guò)控制信號(hào)707，選擇將連接于饋送給成像裝置710的同軸電纜組708的熱線(xiàn)的電極組，以及選擇將連接于信號(hào)地電平709的電極組?？梢园堰@樣的一個(gè)電子電路靠近陣列加以安裝，以使能夠僅把用于掃描平面選擇的電纜708和控制信號(hào)707連接于成像裝置。
接下來(lái)，通常情況下，把換能器陣列和掃描平面選擇電路安裝在手持探針的頂部，用于從體表面成像，或安裝在諸如胃窺鏡等的內(nèi)窺鏡的頂部，用于從體內(nèi)對(duì)物體成像，例如心臟的經(jīng)食道的成像或腫瘤的內(nèi)窺鏡成像。
圖8以舉例的方式示出了一個(gè)根據(jù)本發(fā)明的具有陣列801的經(jīng)食道的探針800，經(jīng)食道的探針800安裝在插入體中的胃窺鏡的頂部。根據(jù)用于內(nèi)窺鏡頂部的線(xiàn)控的標(biāo)準(zhǔn)方法，通過(guò)旋轉(zhuǎn)柄803和804、經(jīng)由導(dǎo)線(xiàn)控制探針的可引導(dǎo)頂部802的角度方向。這一具體的實(shí)施例包括一個(gè)用于旋轉(zhuǎn)的附加控制805，如胃窺鏡頂部802中的陣列801的箭頭806所指示的，例如用以調(diào)整掃描平面之一以跟隨心臟的長(zhǎng)軸。然后，根據(jù)該陣列的設(shè)計(jì)，圍繞這一長(zhǎng)軸對(duì)其它掃描平面加以分組?？梢园堰@一調(diào)整用于標(biāo)準(zhǔn)化對(duì)心臟的局部壁運(yùn)動(dòng)的觀(guān)察，或心臟窩洞或其它諸如腫瘤等物體的體積的精確計(jì)算。通過(guò)電纜807把內(nèi)窺鏡探針連接于成像裝置。
也可以使用圖9中示為900的二維矩陣陣列，對(duì)在所選定的一組2D掃描平面中的波束進(jìn)行電子引導(dǎo)。該陣列包括一組位于2D矩陣中的小元件905，其中，可以分別地延遲針對(duì)每一元件的信號(hào)。通過(guò)延遲各元件的信號(hào)，可以引導(dǎo)波束，并且可以根據(jù)已知的原理沿一個(gè)所選擇的方向?qū)⑵湓谝粋€(gè)錐形體906中加以聚焦。具體講，可以在一組2D掃描平面901、901、903中選擇允許以上所描述的超聲波束的掃描的波束方向。然而，與圖3和5中的陣列相比，該2D矩陣陣列明顯增加了超聲掃描系統(tǒng)的復(fù)雜度。
使用以上所描述的陣列，從一組2D掃描平面中電子選擇這些2D掃描平面，允許3個(gè)或4個(gè)掃描平面中的心臟的幾乎同時(shí)成像，如針對(duì)圖1所討論的。此處，圖1b以舉例的方式描述了使用3個(gè)2D掃描平面實(shí)時(shí)成像的一個(gè)顯示，例如，可以使用圖3中的陣列獲得這些2D掃描平面。相類(lèi)似，例如，圖10a示出了對(duì)使用圖5中的陣列獲得的4個(gè)實(shí)時(shí)掃描平面的顯示。在這一例子中，2D圖像顯示1001～1004可以相應(yīng)于圖6中的2D圖像數(shù)據(jù)601～604。把一個(gè)示出用于計(jì)時(shí)參照的EGC的時(shí)間軌跡1005與一個(gè)區(qū)域1006一起包括在這一顯示中，其中區(qū)域1006用于顯示字母數(shù)字?jǐn)?shù)據(jù)，例如最終心臟舒張和最終心臟收縮的心室容積、射血分?jǐn)?shù)等。通常，把圖1a和10中的圖像用于壁運(yùn)動(dòng)評(píng)價(jià)，其中根據(jù)人們所熟悉的原理，可以把評(píng)價(jià)數(shù)據(jù)提供于一個(gè)核心圖像中。
通過(guò)對(duì)2D圖像中的心室窩洞的體積的自動(dòng)檢測(cè)，可以實(shí)時(shí)計(jì)算心臟窩洞的體積，特別是左心室的窩洞體積，如[6]中所示出的，以研究填充和射出模式，而且還可以研究左心室的射血分?jǐn)?shù)?？梢园殉晫?duì)比劑用于研究心肌中的局部灌注變化，其中對(duì)比劑的諧波成像提高了組織功率比(power ratio)的對(duì)比度。在困難的情況下，也可把超聲對(duì)比劑用于對(duì)病人成像，以改善對(duì)窩洞區(qū)域的確定。
在許多進(jìn)行監(jiān)視的情況中，所測(cè)量的左心室壓力PLV(t)可用于整個(gè)心室周期。在某些關(guān)鍵的情況中，例如，鄰近手術(shù)、術(shù)后，可以通過(guò)左心室中的一個(gè)導(dǎo)管獲得PLV(t)。在其它一些情況中，當(dāng)主動(dòng)脈瓣打開(kāi)時(shí)，可以根據(jù)整個(gè)心臟收縮的主動(dòng)脈壓力得到PLV(t)。可以通過(guò)一個(gè)中央血管中的導(dǎo)管或通過(guò)對(duì)鎖骨下或頸動(dòng)脈血管的直徑的測(cè)量，獲得主動(dòng)脈壓力。把左心室直徑的D(t)和壁厚H(t)的超聲測(cè)量加以組合，可以根據(jù)已知的方法[7]計(jì)算心肌中的纖維應(yīng)力σf(t)，例如，根據(jù)σf(t)=H(t)(D(t)+H(t))(3-(D(t)+H(t)2L(t))2)PLY(t)---(1)]]>其中，L(t)為左心室窩洞的長(zhǎng)度。在大多數(shù)情況中，可以使用一個(gè)常數(shù)平均值近似表示L(t)。當(dāng)心肌肌肉體積為恒定時(shí)，也可以根據(jù)D(t)和L(t)獲得壁厚H(t)在時(shí)間上的變化。然后，可以通過(guò)斜截的橢圓體近似表示左心室容積VLV并根據(jù)D(t)與L(t)進(jìn)行計(jì)算。
還存在著根據(jù)左心室窩洞體積VLV和心肌壁體積VW[8]計(jì)算纖維應(yīng)力的一個(gè)公式，例如σf(t)=3ln(1-VWVLV(t))PLV(t)---(2)]]>因此，根據(jù)本發(fā)明，這樣的計(jì)算允許對(duì)心肌的先前的生理收縮/舒張參數(shù)的實(shí)時(shí)顯示。參數(shù)波形的時(shí)間差，包括容積軌跡，增強(qiáng)了關(guān)于收縮開(kāi)始和結(jié)束時(shí)迅速變化期間的生理機(jī)能的信息。
可以令接近所有區(qū)域中心肌的均勻收縮的心室中的心肌纖維中的平均相對(duì)應(yīng)變，近似地等于心臟直徑的相對(duì)變化，εa(t)＝D(t)/Dmax。對(duì)于應(yīng)變中的局部變化，當(dāng)發(fā)現(xiàn)缺血性心臟病時(shí)，平均應(yīng)變依然是心臟性能的一個(gè)引人關(guān)注的測(cè)量，但在這一情況中，也可能會(huì)發(fā)現(xiàn)局部地可變化的應(yīng)變?chǔ)?r，t)，其中，r是心肌表面的應(yīng)變的一個(gè)向量坐標(biāo)。根據(jù)沿每一波束方向的多普勒測(cè)量，可以估計(jì)心肌中的局部應(yīng)變率，能夠以不同的方式加以顯示，例如在圖10b中的核心圖像1007中將局部應(yīng)變率顯示為彩色或灰度級(jí)表示，其中，核心圖像中的角度方向表示圖1中的101、102以及103的掃描平面的角度方向，核心圖像中的徑向方向表示距心臟的頂點(diǎn)的距離。
為了進(jìn)一步說(shuō)明這一監(jiān)視情況，圖11描述了根據(jù)本發(fā)明的一個(gè)示例顯示，其中，把使用根據(jù)本發(fā)明的陣列所獲得的心臟的維度測(cè)量用于計(jì)算左心室的收縮參數(shù)。這一顯示從頂至底示出了ECG軌跡1101、左心室壓力1102、纖維應(yīng)力1103與平均、相對(duì)纖維應(yīng)變1104、以及左心室容積軌跡1105。對(duì)于較長(zhǎng)一時(shí)間周期上的傾向信息，可以按慢速時(shí)度把結(jié)束心臟收縮量ESV(1106)示成每一搏動(dòng)VLV的最小值，把結(jié)束心臟舒張量EDV(1107)描述為每一搏動(dòng)VLV的最大值，以及把搏出量SV(1108)、心臟輸出量EF(1109)以及射血分?jǐn)?shù)CO(1110)計(jì)算為SV＝DEV-ESVCO＝SV*HR EF＝SV/EDV(3)其中，HR＝60/THR為每分鐘搏動(dòng)的次數(shù)，這一次數(shù)是自很短的時(shí)間內(nèi)每次搏動(dòng)的心搏周期的時(shí)間長(zhǎng)度THR計(jì)算得出的，例如根據(jù)ECG針對(duì)每一心臟搏動(dòng)所測(cè)量的?？梢院芊奖愕陌堰@些參數(shù)與HR(1111)以及其它參數(shù)，例如max(dV/dt)、max(σf)、max(Dσf)、max(dσf)、max(εa)、max(dεa/dt)等一起作為沿每一軌跡或在一個(gè)字母數(shù)字區(qū)域1112中每一心臟搏動(dòng)的數(shù)字加以顯示。
因此，盡管已說(shuō)明、描述以及指出了施加于其一個(gè)優(yōu)選實(shí)施例的本發(fā)明的基本的新型特性，但這一技術(shù)領(lǐng)域中的熟練技術(shù)人員將會(huì)意識(shí)到，在不背離本發(fā)明的構(gòu)思的情況下，可以在所說(shuō)明的設(shè)備的形式與細(xì)節(jié)方面，對(duì)本發(fā)明進(jìn)行各種省略、替代以及修改。例如，為了達(dá)到相同的結(jié)果，那些以基本相同的方式執(zhí)行基本相同的功能的元件與/或方法步驟的所有的組合，均落入本發(fā)明的范圍。而且，還應(yīng)該認(rèn)識(shí)到，作為設(shè)計(jì)選擇的一個(gè)通常情況，可以把與本發(fā)明的任何所公開(kāi)的形式或?qū)嵤├嚓P(guān)的所說(shuō)明與/或所描述的結(jié)構(gòu)與/或元件與/方法步驟，并入任何其它所公開(kāi)、或所描述、或所建議的形式或?qū)嵤├?。因此，本發(fā)明旨在僅由此處所附權(quán)利要求的范圍加以限制。
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權(quán)利要求
1.一種用于在至少3個(gè)不同2D圖像平面中一物體幾乎實(shí)時(shí)超聲成像的方法，該方法包括下列步驟-使用一個(gè)超聲換能器陣列，電子地掃描一個(gè)脈沖超聲波束，其中脈沖超聲波束具有至少可在3個(gè)不同扇形掃描平面中電子地和自由地加以選擇的波束方向，圍繞一個(gè)公共軸以不同的角度方向?qū)@些扇形掃描平面加以定位，可以在2D掃描平面之中和2D掃描平面之間，逐脈沖地轉(zhuǎn)換波束方向，以及-使用來(lái)自每一波束方向中的脈沖的反向散射信號(hào)，形成圖像數(shù)據(jù)作為沿圖像取樣波束方向的深度的一個(gè)函數(shù)，-把來(lái)自每一所述圖像取樣波束方向的圖像數(shù)據(jù)組合在一起，以形成使用這樣的高幀速率所獲得的來(lái)自每一掃描平面的該物體的2D圖像，-以使可針對(duì)與物體運(yùn)動(dòng)相關(guān)的實(shí)際目的，把來(lái)自所述至少3個(gè)不同2D掃描平面的實(shí)時(shí)2D圖像顯示在一個(gè)顯示屏幕上。
2.一種根據(jù)權(quán)利要求1所述的方法，其中，超聲換能器陣列允許在固定數(shù)量的2D掃描平面內(nèi)的超聲波束的扇形掃描，其中，2D掃描平面的個(gè)數(shù)至少為3個(gè)，可以以可忽略不計(jì)的轉(zhuǎn)換時(shí)間，針對(duì)每一所傳輸?shù)拿}沖，電子地選擇所述固定數(shù)量的2D掃描平面的一個(gè)具體的2D掃描平面。
3.一種根據(jù)權(quán)利要求1所述的用于在至少3個(gè)不同2D圖像掃描平面中一物體的超聲成像的系統(tǒng)，該系統(tǒng)包括-一個(gè)超聲換能器陣列，允許在至少3個(gè)不同2D掃描平面中進(jìn)行超聲波束的扇形掃描，其中，可以在2D掃描平面之中和2D掃描平面之間，逐脈沖地、自由地、電子地選擇波束方向，-換能器陣列連接于一個(gè)成像裝置，該成像裝置包括-分析形成裝置，用于分析來(lái)自波束方向的反向散射信號(hào)，形成圖像數(shù)據(jù)作為沿波束方向的深度的一個(gè)函數(shù)，-組合形成裝置，用于對(duì)來(lái)自所述波束方向的圖像數(shù)據(jù)進(jìn)行組合，以形成來(lái)自至少3個(gè)2D掃描平面的物體的2D圖像，-顯示裝置，用于把物體的所述2D圖像實(shí)時(shí)地顯示在一個(gè)公共顯示屏幕上。-選擇與2D掃描平面的個(gè)數(shù)和物體的運(yùn)動(dòng)相關(guān)的所述波束的一個(gè)掃描模式，以使可以高的幀速率顯現(xiàn)超聲圖像，-為與物體運(yùn)動(dòng)相關(guān)的實(shí)際目的，獲得所述2D掃描平面中的運(yùn)動(dòng)物體的實(shí)時(shí)成像。
4.一種根據(jù)權(quán)利要求3所述的超聲成像系統(tǒng)，其中，在用于每一個(gè)2D波束取樣的一個(gè)圓中改變2D掃描平面，以使可以在一個(gè)螺旋錐體中獲得物體的一個(gè)3D掃描，以在鄰近2D掃描平面的取樣波束之間以最小的延遲觀(guān)察物體。
5.一種用于心臟功能的超聲監(jiān)視系統(tǒng)，包括一種根據(jù)權(quán)利要求1的超聲2D成像系統(tǒng)，以及多個(gè)心臟生理測(cè)量裝置。
6.一種根據(jù)權(quán)利要求5所述的用于心臟功能的超聲監(jiān)視系統(tǒng)，其中，在超聲圖像中進(jìn)行自動(dòng)邊緣檢測(cè)，以自動(dòng)計(jì)算心臟窩洞體積，與/或計(jì)算心肌纖維中的相對(duì)應(yīng)變。
7.一種根據(jù)權(quán)利要求6所述的用于心臟功能的超聲監(jiān)視系統(tǒng)，其中，把心室維度或容積與心室壓力測(cè)量相組合，以計(jì)算窩洞壁中的纖維應(yīng)力。
8.一種根據(jù)權(quán)利要求6或7所述的用于心臟功能的超聲監(jiān)視系統(tǒng)，其中，在顯示屏幕的一個(gè)部分上或在一個(gè)獨(dú)立的顯示屏幕上同時(shí)顯像心臟的多個(gè)掃描平面，與此同時(shí)，把根據(jù)超聲圖像或其它生理測(cè)量所導(dǎo)出的參數(shù)的時(shí)間上的變化作為時(shí)間的一個(gè)函數(shù)，顯示在屏幕的其它部分上或一個(gè)獨(dú)立的顯示屏幕上。
9.一種根據(jù)權(quán)利要求8所述的用于心臟功能的超聲監(jiān)視裝置，其中，按慢速時(shí)度把用于每一心搏周期的時(shí)間軌跡的最小和最大值顯示在同一顯示器上或一個(gè)獨(dú)立的顯示器上。
10.一種能夠在一組可以電子地選擇的2D掃描平面中進(jìn)行超聲波束的相控陣列導(dǎo)向和聚焦的超聲換能器陣列，其中，2D圖像平面的個(gè)數(shù)至少為3個(gè)，其特征在于，-該陣列由至少兩個(gè)壓電陣列層構(gòu)成，這兩個(gè)壓電陣列層面對(duì)面地安裝在一個(gè)具有前和后方向的夾層結(jié)構(gòu)中，-把壓電夾層的后面安裝在一種襯底材料上，壓電夾層的前面適合于通過(guò)至少一個(gè)用于壓電層和負(fù)載材料之間的聲阻抗接合的彈性層，連接于聲負(fù)載材料，-在壓電層的每一個(gè)面上附接一組平行的指狀電極，其中，把這些電極互相電氣地加以隔離，每一壓電層的前和后面上的指狀電極的方向互相呈非零角度，-所述面上的每一組指狀電極適合于作為熱元件電極有選擇地連接于一個(gè)相控陣列波束形成裝置，或連接于波束形成裝置信號(hào)地，-以使可在至少一個(gè)壓電層的一側(cè)上，有選擇地把整組指狀/元件電極作為熱元件電極連接于波束形成裝置，并且把各壓電層的其它面上的所有其它組指狀電極接地，從而獲得一個(gè)線(xiàn)性相控陣列換能器，其中，由被選擇為該陣列的熱電極的那一組指狀電極確定圍繞一個(gè)公共軸的2D掃描平面的角度方向。
11.一種根據(jù)權(quán)利要求10所述的超聲換能器陣列，其中，將壓電層制成為鐵電陶瓷和聚合物的組合物，其中，-夾層中所有壓電陣列層的組合結(jié)構(gòu)是相同的，使用至少某些填充有聚合物的線(xiàn)性凹槽把這一組合物的陶瓷柱互相分離，-所述線(xiàn)性凹槽符合壓電層的面上的所述指狀電極之間的分離，因此也符合所述波束形成裝置的熱元件導(dǎo)線(xiàn)所連接的電極所定義的有源相控陣列元件之間的分離。
12.一種根據(jù)權(quán)利要求11所述的由兩個(gè)壓電陣列層構(gòu)成的超聲換能器陣列，其中，-所述組合結(jié)構(gòu)中的陶瓷柱具有一個(gè)三角形的橫截面，對(duì)這些三角形進(jìn)行排列，以使可以對(duì)陶瓷進(jìn)行切割，以形成直線(xiàn)凹槽，-某些填充有聚合物的所述直線(xiàn)凹槽確定了指狀電極之間的隔離，因此也確定了所選擇的、有源相控陣列元件之間的分離。-每一壓電層的一個(gè)面的指狀電極具有相同的第一方向，而其它面的指狀電極的方向互不相同，并且與所述第一方向不同。
13.一種根據(jù)權(quán)利要求12所述的由兩個(gè)壓電陣列層構(gòu)成的超聲換能器陣列，其中，-所述組合結(jié)構(gòu)中的陶瓷柱具有一個(gè)等邊三角形的橫截面，對(duì)這些三角形進(jìn)行排列，以使可以按互相傾斜60度的直線(xiàn)對(duì)陶瓷進(jìn)行切割，-壓電層表面的指狀/元件電極的分離，與這一組合物中的聚合物的直線(xiàn)相一致，所以指狀電極的方向形成互相呈60度的角度。
14.一種根據(jù)權(quán)利要求12所述的超聲換能器陣列，其中，壓電層具有相反的極化方向，以及-對(duì)于與所述第一方向正交的一個(gè)2D掃描平面中的一個(gè)較低頻帶中的操作，把兩組具有相同的第一方向的指狀電極互相連接，以形成一個(gè)相控陣列的熱電極，-同時(shí)把其它電極組耦合于信號(hào)地，以使可以針對(duì)一個(gè)較低頻帶中的操作獲得各層的電平行操作，-對(duì)于也與所述第一方向正交的2D掃描平面中的一個(gè)較高頻帶中的操作，僅把具有所述第一方向的前或后層的電極用作相控陣列的熱電極，同時(shí)把其它指狀電極組連接于信號(hào)地。
15.一種根據(jù)權(quán)利要求10所述的由兩個(gè)壓電層構(gòu)成的超聲換能器陣列，其中，每一壓電層的前和后面指狀電極的方向互相形成一個(gè)角度，而且前壓電層的后指狀電極和后壓電層的前指狀電極的方向互相形成一個(gè)角度，以使壓電層的4個(gè)面上的所有4組指狀電極互相形成一個(gè)非零角度。
16.一種根據(jù)權(quán)利要求15所述的由兩個(gè)壓電層構(gòu)成的超聲換能器陣列，其中，每一壓電層的前和后面指狀電極的方向互相形成90度的角度，而且前壓電層的后指狀電極和后壓電層的前指狀電極的方向互相形成45度的角度。
17.一種根據(jù)權(quán)利要求11和16所述的超聲換能器陣列，其中，合成結(jié)構(gòu)中的陶瓷柱具有一個(gè)等腰三角形的橫截面，等腰三角形的頂角為90度，把該三角形配置為可以沿互相傾斜呈45度的直線(xiàn)對(duì)陶瓷進(jìn)行切割。
18.一種根據(jù)權(quán)利要求10所述的用于相控陣列成像的、可對(duì)多個(gè)掃描平面方向進(jìn)行電子選擇的超聲換能器陣列，其中，-靠近換能器陣列安裝一個(gè)電子轉(zhuǎn)換電路，-把每一壓電層面的電極組的各指狀電極電氣地連接于該轉(zhuǎn)換電路，-該轉(zhuǎn)換電路能夠把壓電層的一個(gè)可自由選擇的面的電極組連接于超聲波束形成裝置的熱線(xiàn)，同時(shí)把壓電層的其它面的電極組連接于信號(hào)地。
19.一種根據(jù)權(quán)利要求10所述的由一個(gè)具有一個(gè)超聲陣列的內(nèi)窺鏡構(gòu)成的超聲換能器探針，安裝在將插入一個(gè)物體的內(nèi)窺鏡的頂部，用于物體中內(nèi)部結(jié)構(gòu)的超聲成像。
20.一種根據(jù)權(quán)利要求19所述的超聲換能器探針，其中，內(nèi)窺鏡的頂部是柔性的，而且其中可以通過(guò)在內(nèi)窺鏡的外端進(jìn)行控制，控制頂部的彎曲度。
21.一種根據(jù)權(quán)利要求19所述的超聲換能器探針，其中，可以在內(nèi)窺鏡外端的裝置所控制的內(nèi)窺鏡的頂部中，或者在成像裝置中旋轉(zhuǎn)陣列。
22.一種根據(jù)權(quán)利要求3所述的超聲2D相控陣列成像系統(tǒng)，能夠操作多組根據(jù)權(quán)利要求10所述的相控陣列換能器的平行指狀電極，該超聲成像裝置還提供了電子選擇信號(hào)以控制對(duì)將連接于該系統(tǒng)的熱線(xiàn)的元件組以及連接于信號(hào)地的元件組的電子選擇，以或通過(guò)從裝置控制面板的手工控制，或通過(guò)按某一順序?qū)呙杵矫孀詣?dòng)選擇萊選擇用于2D成像的超聲掃描平面，例如改變用于每一波束的掃描平面，或從2D幀到2D幀，或按較慢速方式改變掃描平面，例如由根據(jù)諸如ECG等的生理信號(hào)所導(dǎo)出的一個(gè)信號(hào)加以觸發(fā)。
全文摘要
提供了一種在至少3個(gè)圍繞某一公共軸旋轉(zhuǎn)的二維掃描平面中對(duì)物體實(shí)時(shí)超聲成像的方法，以及允許如此成像的超聲換能器陣列的設(shè)計(jì)。并且將該方法引入對(duì)心臟功能情況的監(jiān)視，其中，例如，將其與其它測(cè)量結(jié)果相組合，計(jì)算LV壓力、諸如射血分?jǐn)?shù)與肌肉纖維應(yīng)力等生理參數(shù)。
文檔編號(hào)H04R17/00GK1652723SQ03810944
公開(kāi)日2005年8月10日 申請(qǐng)日期2003年3月13日 優(yōu)先權(quán)日2002年3月15日
發(fā)明者比約恩·A·J·安杰爾森, 通尼·F·約翰森 申請(qǐng)人:比約恩·A·J·安杰爾森, 通尼·F·約翰森