對(duì)相關(guān)申請(qǐng)的交叉引用

本申請(qǐng)要求于2015年2月27日提交的國(guó)際專利申請(qǐng)序列no.pct/us2015/018068以及于2014年11月18日提交的美國(guó)臨時(shí)專利申請(qǐng)序列no.62/081,275和于2014年11月18日提交的美國(guó)臨時(shí)專利申請(qǐng)序列no.62/081,530的優(yōu)先權(quán)，每個(gè)申請(qǐng)的全部?jī)?nèi)容都通過引用并入本文。

本發(fā)明涉及超聲成像系統(tǒng)，并且更具體而言涉及有助于超聲探頭定位的超聲成像系統(tǒng)。

背景技術(shù)：

正確定位超聲探頭使得產(chǎn)生診斷相關(guān)的圖像是常常僅在訓(xùn)練和一貫的超聲使用之后獲得的技能。變得精通超聲成像所必需的這個(gè)初始“訓(xùn)練期”可能是非超聲檢查醫(yī)師目前對(duì)超聲波利用不足的影響因素。

本領(lǐng)域中需要的是超聲成像系統(tǒng)，如在本發(fā)明中，該超聲成像系統(tǒng)經(jīng)由超聲探頭的系統(tǒng)輔助定位來協(xié)助對(duì)超聲成像沒經(jīng)驗(yàn)的人成功獲取圖像，使得可以顯示超聲探頭下(即，在成像視圖中)感興趣的位置的圖像。

技術(shù)實(shí)現(xiàn)要素：

本發(fā)明提供了一種輔助圖像獲取和超聲探頭定位的超聲成像系統(tǒng)，使得可以顯示超聲探頭下(即，在成像視圖中)感興趣的位置的圖像。例如，該超聲成像系統(tǒng)輔助超聲探頭的定位，使得包含醫(yī)療設(shè)備和/或周圍區(qū)域的具體圖像可以自動(dòng)呈現(xiàn)給用戶。該系統(tǒng)還可以被用來創(chuàng)建底層結(jié)構(gòu)的三維(3d)圖像，這可以傳達(dá)關(guān)于底層解剖結(jié)構(gòu)的狀態(tài)的附加信息。這可以輔助執(zhí)行外周動(dòng)脈疾病(pad)或其它介入性手術(shù)。

本發(fā)明的一種形式針對(duì)包括被配置為生成em定位器場(chǎng)的電磁(em)場(chǎng)發(fā)生器的超聲成像系統(tǒng)。介入性醫(yī)療設(shè)備由具有遠(yuǎn)側(cè)尖端和從遠(yuǎn)側(cè)尖端向近側(cè)延伸的遠(yuǎn)端部分的細(xì)長(zhǎng)主體定義。介入性醫(yī)療設(shè)備具有安裝在介入性醫(yī)療設(shè)備的遠(yuǎn)端部分的第一跟蹤元件。第一跟蹤元件被配置為基于em定位器場(chǎng)來生成尖端位置數(shù)據(jù)。超聲探頭具有探頭外殼、超聲換能器機(jī)構(gòu)和第二跟蹤元件。探頭外殼具有手柄部分和頭部部分。超聲換能器機(jī)構(gòu)和第二跟蹤元件安裝到探頭外殼。超聲換能器機(jī)構(gòu)具有有源超聲換能器陣列，該陣列被配置為在與頭部部分相關(guān)聯(lián)的三維成像體積內(nèi)的多個(gè)離散成像位置中的任何一個(gè)位置處生成二維超聲切片數(shù)據(jù)。第二跟蹤元件被配置為基于em定位器場(chǎng)來生成探頭位置數(shù)據(jù)。顯示屏幕被配置為顯示超聲圖像。處理器電路通信耦合到第一跟蹤元件、第二跟蹤元件、超聲換能器機(jī)構(gòu)和顯示屏幕。處理器電路被配置為執(zhí)行程序指令，該程序指令處理二維超聲切片數(shù)據(jù)，以生成用于在顯示屏幕顯示的超聲圖像。而且，處理器電路被配置為基于尖端位置數(shù)據(jù)和探頭位置數(shù)據(jù)生成定位信號(hào)，以在多個(gè)離散成像位置中期望的成像位置處動(dòng)態(tài)地定位有源超聲換能器陣列，使得二維超聲切片數(shù)據(jù)包括至少介入性醫(yī)療設(shè)備的遠(yuǎn)側(cè)尖端，只要介入性醫(yī)療設(shè)備的遠(yuǎn)側(cè)尖端的位置保持在三維成像體積中即可。

本發(fā)明的另一個(gè)版本在于適于用在這種系統(tǒng)中的電磁場(chǎng)發(fā)生器、適于用在這種系統(tǒng)中的介入性醫(yī)療設(shè)備、適于用在這種系統(tǒng)中的超聲探頭、適于用在這種系統(tǒng)中的顯示屏幕，以及適于用在這種系統(tǒng)中的處理器電路。本發(fā)明的替代版本在于包括前一句中所述的任何對(duì)象的組合的系統(tǒng)。

本發(fā)明的另一種形式針對(duì)操作超聲成像系統(tǒng)的方法，包括獲取與介入性醫(yī)療設(shè)備相關(guān)聯(lián)的第一跟蹤元件的位置；獲取與超聲探頭相關(guān)聯(lián)的第二跟蹤元件的位置；基于第二跟蹤元件的位置確定超聲探頭的超聲成像平面位置；確定介入性醫(yī)療設(shè)備的第一跟蹤元件的位置與超聲平面位置之間的偏移距離；以及驅(qū)動(dòng)超聲換能器機(jī)構(gòu)，以在確定的會(huì)聚點(diǎn)處(如由偏移距離定義的)定位超聲探頭的有源超聲換能器陣列。

根據(jù)本發(fā)明的另一方面，運(yùn)動(dòng)指示器位于超聲探頭和顯示屏幕中的至少一個(gè)上。處理器電路可操作地耦合到運(yùn)動(dòng)指示器，其中，如果介入性醫(yī)療設(shè)備的遠(yuǎn)側(cè)尖端目前位于三維成像體積之外，則在運(yùn)動(dòng)指示器處生成視覺提示，以提示用戶在特定方向上將超聲探頭的頭部部分移動(dòng)到一般位置，使得介入性醫(yī)療設(shè)備的遠(yuǎn)側(cè)尖端位于三維成像體積中。

根據(jù)本發(fā)明的另一方面，第三跟蹤元件附連到患者，其中，當(dāng)?shù)谌櫾籩m場(chǎng)發(fā)生器激勵(lì)時(shí)，第三跟蹤元件生成六軸患者位置數(shù)據(jù)，該六軸患者位置數(shù)據(jù)被供給處理器電路。處理器電路處理六軸患者位置數(shù)據(jù)，并將用于由有源超聲換能器陣列捕獲的圖像的位置信息指派給從第三跟蹤元件引用的3d體積內(nèi)的已知位置。

根據(jù)本發(fā)明的另一方面，超聲成像系統(tǒng)具有三維成像模式，其中，通過將超聲探頭保持在感興趣區(qū)域上方的固定位置，掃描信號(hào)被供給超聲換能器機(jī)構(gòu)，以在位于換能器陣列下方的可能成像體積的至少一部分上方掃描有源超聲換能器陣列。在掃描期間，有源換能器陣列被重復(fù)地致動(dòng)，以生成多個(gè)順序的二維超聲數(shù)據(jù)切片，這些切片被組合，以形成從其生成三維超聲圖像的三維超聲體積數(shù)據(jù)。

根據(jù)本發(fā)明的另一方面，有源超聲換能器陣列被操作，以生成包括描述三維體積內(nèi)的掃描位置的元數(shù)據(jù)的超聲圖像數(shù)據(jù)的多個(gè)集合。超聲圖像數(shù)據(jù)的多個(gè)集合被相加，以生成復(fù)合超聲圖像數(shù)據(jù)。

根據(jù)本發(fā)明的另一方面，在三維超聲體積數(shù)據(jù)中定義期望的圖像平面。生成對(duì)應(yīng)于期望的圖像平面的至少一個(gè)合成的掃描平面。

根據(jù)本發(fā)明的另一方面，從從三維超聲體積數(shù)據(jù)獲取的一系列二維b掃描超聲圖像切片中生成第一二維超聲圖像切片。第一二維超聲圖像切片包括感興趣的特定區(qū)域。第一二維超聲圖像切片位于第一成像平面中，該第一成像平面與一系列二維超聲圖像切片的原生b掃描成像平面不同。至少一個(gè)切片選擇滑塊提供從第一二維超聲圖像切片開始的順序平行變化，以手動(dòng)選擇平行于第一二維超聲圖像的第二二維超聲圖像切片，其中第二二維超聲圖像切片位于第一二維超聲圖像切片的任一側(cè)上。

根據(jù)本發(fā)明的另一方面，調(diào)節(jié)在顯示屏幕上顯示的超聲圖像的朝向，使得所獲取的超聲圖像數(shù)據(jù)的垂直頂部總是在顯示屏幕上相對(duì)于患者的位置被渲染為“向上”，并且不管超聲探頭相對(duì)于患者的實(shí)際朝向如何。

本發(fā)明的另一方面針對(duì)操作超聲成像系統(tǒng)的方法，包括獲取與介入性醫(yī)療設(shè)備相關(guān)聯(lián)的第一跟蹤元件的位置；獲取與超聲探頭相關(guān)聯(lián)的第二跟蹤元件的位置；基于第二跟蹤元件的位置確定超聲探頭的超聲成像平面位置；確定介入性醫(yī)療設(shè)備的第一跟蹤元件的位置與超聲平面位置之間的偏移距離；以及使用該偏移距離來近實(shí)時(shí)地動(dòng)態(tài)控制超聲成像系統(tǒng)的至少一個(gè)超聲成像設(shè)置。如本文所使用的，術(shù)語“近實(shí)時(shí)”是指由處理系統(tǒng)的數(shù)據(jù)獲取和處理速度限制的實(shí)時(shí)。至少一個(gè)超聲成像設(shè)置可以包括超聲聚焦，使得側(cè)向分辨率在包含介入性醫(yī)療設(shè)備的深度處被優(yōu)化。而且，至少一個(gè)超聲成像設(shè)置可以包括深度設(shè)置，使得成像深度被自動(dòng)調(diào)節(jié)，以匹配介入性醫(yī)療設(shè)備的深度。而且，至少一個(gè)超聲成像設(shè)置可以包括縮放，其中成像窗口可以被“縮放”，使得感興趣區(qū)域的更大視圖被自動(dòng)地顯示給用戶。

本發(fā)明的另一方面針對(duì)生成3d超聲圖像并提供介入性醫(yī)療設(shè)備對(duì)準(zhǔn)模式的方法，包括獲取對(duì)應(yīng)于3d檢測(cè)體積中超聲探頭的3d成像體積的3d體積數(shù)據(jù)集；獲取超聲探頭相對(duì)于該3d檢測(cè)體積的位置；獲取介入性醫(yī)療設(shè)備相對(duì)于該3d檢測(cè)體積的位置；確定介入性醫(yī)療設(shè)備相對(duì)于超聲探頭的3d成像體積的位置；確定與介入性設(shè)備的縱軸相交的介入性醫(yī)療設(shè)備對(duì)準(zhǔn)平面；從3d成像體積中提取紋理切片，用于對(duì)應(yīng)的介入性醫(yī)療設(shè)備對(duì)準(zhǔn)平面的定位和旋轉(zhuǎn)朝向；將紋理切片映射到介入性醫(yī)療設(shè)備對(duì)準(zhǔn)平面上；以及將介入性醫(yī)療設(shè)備對(duì)準(zhǔn)平面渲染為3d超聲圖像，并在顯示屏幕上顯示經(jīng)渲染的3d超聲圖像。

本發(fā)明的另一方面針對(duì)使用超聲成像系統(tǒng)的方法，該超聲成像系統(tǒng)具有用于對(duì)患者體內(nèi)感興趣區(qū)域成像的超聲探頭和顯示屏幕，該方法包括操作超聲探頭，以從多個(gè)單獨(dú)的2d超聲圖像切片生成3d圖像體積；檢測(cè)由于周圍組織的運(yùn)動(dòng)而在超聲返回信號(hào)中產(chǎn)生的多普勒移位，其中周圍組織由于定位在患者體內(nèi)的振動(dòng)源而共振；從多個(gè)單獨(dú)的2d超聲圖像切片中選擇包含多普勒移位的2d超聲圖像切片，所選擇的2d超聲圖像切片提供振動(dòng)源和周圍組織的可視化；以及在顯示屏幕上顯示所選擇的2d超聲圖像切片。

本發(fā)明的另一方面針對(duì)使用超聲成像系統(tǒng)的方法，該超聲成像系統(tǒng)具有用于對(duì)患者體內(nèi)的感興趣區(qū)域成像的超聲探頭和顯示屏幕，該法包括操作超聲探頭，以從相對(duì)于患者的固定位置獲取一系列3d數(shù)據(jù)集，每個(gè)3d數(shù)據(jù)集表示相同的3d圖像體積，3d圖像體積由多個(gè)單獨(dú)的2d超聲圖像切片形成；使用運(yùn)動(dòng)過濾器算法在時(shí)空域中處理3d數(shù)據(jù)集的序列，以識(shí)別3d圖像體積內(nèi)運(yùn)動(dòng)的位置的笛卡爾坐標(biāo)；選擇多個(gè)單獨(dú)的2d超聲圖像切片中包含所述運(yùn)動(dòng)的位置的笛卡爾坐標(biāo)的2d超聲圖像切片；以及在顯示屏幕上顯示所選擇的2d超聲圖像切片。

本發(fā)明的另一方面針對(duì)用于生成脈管系統(tǒng)的虛擬分段表示的方法，包括獲取3d超聲數(shù)據(jù)的3d體積，其包括用于該3d體積內(nèi)的每個(gè)2d超聲圖像的位置的元數(shù)據(jù)，以形成3d數(shù)據(jù)集；在3d數(shù)據(jù)集內(nèi)以預(yù)定的逐步增量向用戶顯示2d超聲圖像；在所顯示的2d超聲圖像上選擇脈管系統(tǒng)的感興趣的開放管腔；在所選擇的脈管系統(tǒng)的感興趣的開放管腔中選擇起點(diǎn)；調(diào)用分段算法來擴(kuò)展和指定當(dāng)前2d超聲圖像切片的感興趣的開放管腔的完整管腔區(qū)域；將當(dāng)前2d超聲圖像切片的感興趣的開放管腔的完整管腔區(qū)域顯示給用戶，進(jìn)行評(píng)估；保存與完整管腔區(qū)域相關(guān)聯(lián)的數(shù)據(jù)；計(jì)算完整管腔區(qū)域的中心點(diǎn)；將該中心點(diǎn)投影到相鄰的2d超聲圖像切片上；以及重復(fù)調(diào)用、保存、計(jì)算和投影的步驟，直到達(dá)到已經(jīng)生成第一2d虛擬圖像片段的終點(diǎn)。

該方法還可以包括：在重復(fù)動(dòng)作之前，將相鄰的2d超聲圖像切片拼接在一起，以形成3d分段模型；以及在顯示屏幕上顯示該3d分段模型。

根據(jù)本發(fā)明的另一方面，超聲探頭包括外殼、第一一維超聲換能器陣列和第二一維超聲換能器陣列。第一一維超聲換能器陣列和第二一維超聲換能器陣列包含在外殼中。第一一維超聲換能器陣列和第二一維超聲換能器陣列在第一方向定向。第二一維超聲換能器陣列與第一一維超聲波換能器陣列平行布置。第一機(jī)電驅(qū)動(dòng)器包含在外殼中，并且被配置為在垂直于第一方向的橫向方向中移動(dòng)第一一維超聲換能器陣列，以定義第一掃描模式。第二機(jī)電驅(qū)動(dòng)器包含在外殼中，并且被配置成在垂直于第一方向的橫向方向中移動(dòng)第二一維超聲換能器陣列，以定義第二掃描模式。電子控制電路電耦合到第一機(jī)電驅(qū)動(dòng)器和第二機(jī)電驅(qū)動(dòng)器。該電子控制電路被配置為向第一機(jī)電驅(qū)動(dòng)器和第二機(jī)電驅(qū)動(dòng)器中的每一個(gè)提供第一控制信號(hào)，以生成第一一維超聲換能器陣列和第二一維超聲換能器陣列的第一復(fù)合掃描模式，作為第一掃描模式和第二掃描模式的組合。

附圖說明

通過結(jié)合附圖參考以下本發(fā)明實(shí)施例的描述，本發(fā)明的上面提到和其它特征和優(yōu)點(diǎn)以及獲得它們的方式將變得更加明顯，并且本發(fā)明將得到更好的理解，其中：

圖1是根據(jù)本發(fā)明一方面的超聲成像系統(tǒng)的圖示。

圖2是圖1的超聲成像系統(tǒng)的電氣框圖。

圖3示出了在其遠(yuǎn)側(cè)尖端附近具有跟蹤元件的介入性醫(yī)療設(shè)備，諸如導(dǎo)管或護(hù)套。

圖4示出了具有無線加密狗的介入性醫(yī)療設(shè)備，諸如導(dǎo)管。

圖5a示出了具有超聲換能器機(jī)構(gòu)的圖1的超聲探頭，該超聲換能器機(jī)構(gòu)具有被配置為生成二維超聲切片數(shù)據(jù)的有源超聲換能器陣列。

圖5b示出了具有顯示屏幕的圖形用戶接口，該顯示屏幕示出了由圖5a中繪出的超聲探頭獲取的二維超聲切片數(shù)據(jù)的二維超聲圖像。

圖6a是圖1的超聲探頭的實(shí)施例的框圖，其具有可移動(dòng)的一維換能器陣列。

圖6b示出了圖1和6a的超聲探頭，其中一部分被拆開，以暴露具有可移動(dòng)的一維換能器陣列、滑架和步進(jìn)電機(jī)的超聲換能器機(jī)構(gòu)。

圖7a是圖1的超聲探頭的另一個(gè)實(shí)施例的框圖，其具有靜止的二維換能器陣列。

圖7b示出了圖7a的超聲探頭，以幻影線(虛線)繪出了二維換能器陣列。

圖8是繪出根據(jù)本發(fā)明一方面的鎖定跟蹤模式的流程圖。

圖9是繪出根據(jù)本發(fā)明一方面的超聲數(shù)據(jù)獲取的流程圖。

圖10示出了具有固定到皮膚上的位置跟蹤元件的患者的總體側(cè)視圖。

圖11示出了圖1的圖形用戶接口的屏幕，其被配置為顯示一個(gè)或多個(gè)合成的(用戶選擇的)掃描平面，諸如冠狀掃描平面和軸向(矢狀)掃描平面。

圖12是圖1的圖形用戶接口的圖示，繪出了在矢狀切片位置270處在三維成像體積中延伸通過一系列二維超聲圖像切片的矢狀平面切片。

圖13是圖1的圖形用戶接口的圖示，繪出了在冠狀切片位置150處在三維成像體積中延伸通過一系列二維超聲圖像切片的冠狀平面切片。

圖14是描述根據(jù)本發(fā)明一方面的、從三維體積數(shù)據(jù)集導(dǎo)出或合成并在3d虛擬環(huán)境中的正確位置示出的超聲圖像集合的生成的流程圖。

圖15a是圖1的超聲探頭的示意圖，其取得患者腿部的一部分的二維超聲成像切片。

圖15b是圖1的圖形用戶接口的示意圖，其具有繪出面向患者的虛擬環(huán)境的面向患者的成像窗口，其中所獲取的超聲圖像數(shù)據(jù)的位置和朝向在顯示屏幕上被渲染成對(duì)應(yīng)于患者的朝向，使得圖像被獲取的位置相對(duì)于患者的朝向和位置可以經(jīng)由虛擬環(huán)境的使用被指示并傳送給觀看者。

圖15c是圖15b中所示的超聲圖像的全視圖，其中所獲取的超聲圖像數(shù)據(jù)的位置和朝向在顯示屏幕上被渲染成對(duì)應(yīng)于患者的朝向。

圖15d是當(dāng)根據(jù)現(xiàn)有技術(shù)被渲染時(shí)圖15b中所示的超聲圖像的比較視圖，其中在顯示屏幕上被渲染的所獲取的超聲圖像數(shù)據(jù)的朝向不對(duì)應(yīng)于患者的朝向。

圖16是根據(jù)本發(fā)明一方面的、與在3d虛擬環(huán)境中正確位置示出的圖15b的面向患者的成像窗口的繪制相關(guān)聯(lián)的面向患者的成像窗口模式或者虛擬環(huán)境成像模式的流程圖。

圖17示出了圖1的圖形用戶接口的屏幕，該屏幕被配置為顯示與介入性醫(yī)療設(shè)備的縱軸對(duì)準(zhǔn)的一個(gè)或多個(gè)合成的掃描平面。

圖18是繪出實(shí)現(xiàn)與圖17的描繪相關(guān)聯(lián)的介入性醫(yī)療設(shè)備對(duì)準(zhǔn)模式的方法的流程圖。

圖19示出了圖1的圖形用戶接口的屏幕，該屏幕被配置為顯示包括兩個(gè)3d分段模型的半透明虛擬圖像部分。

圖20a和20b形成根據(jù)本發(fā)明一方面的分段方法的流程圖，以實(shí)現(xiàn)從其渲染并顯示與圖19的描繪相關(guān)聯(lián)的3d分段模型的2d虛擬圖像分段。

圖21是根據(jù)本發(fā)明另一個(gè)實(shí)施例的、用在超聲圖像切片選擇/定位中的多普勒?qǐng)D像定位的示意圖。

圖22是根據(jù)本發(fā)明另一個(gè)實(shí)施例的、用在超聲圖像切片選擇/定位中的運(yùn)動(dòng)圖像定位方法的框圖。

圖23繪出了根據(jù)本發(fā)明另一方面的、具有多個(gè)機(jī)電掃描的一維超聲換能器陣列的超聲探頭。

圖24是圖23的機(jī)電掃描機(jī)構(gòu)的示意圖。

圖25a繪出了圖23和24的兩個(gè)一維超聲換能器陣列的示例性掃描模式，以獲取覆蓋超聲探頭下方的整個(gè)區(qū)域的3d數(shù)據(jù)集，其中兩個(gè)一維超聲換能器陣列中的每一個(gè)在相同的方向從左到右被掃描。

圖25b繪出了圖23和24的兩個(gè)一維超聲換能器陣列的示例性掃描模式，以獲取覆蓋超聲探頭下方的整個(gè)區(qū)域的3d數(shù)據(jù)集，其中兩個(gè)一維超聲換能器陣列中的每一個(gè)在相同的方向從右到左被掃描。

圖26a示出了用于獲取覆蓋圖23和24的超聲探頭下方的整個(gè)區(qū)域的3d數(shù)據(jù)集的掃描模式，其中兩個(gè)一維超聲換能器陣列在相反方向被掃描。

圖26b繪出了用于獲取僅覆蓋圖26a中所繪出的超聲探頭下方的整個(gè)區(qū)域的一部分的3d數(shù)據(jù)集的掃描模式，由此提供圖23和24的超聲探頭的掃描模式或孔的減小。

貫穿若干視圖，對(duì)應(yīng)的標(biāo)號(hào)指示對(duì)應(yīng)的部分。本文闡述的示例說明了本發(fā)明的實(shí)施例，并且這些示例不應(yīng)當(dāng)被解釋為以任何方式限制本發(fā)明的范圍。

具體實(shí)施方式

現(xiàn)在參考附圖，更具體地參考圖1和2，示出了根據(jù)本發(fā)明的超聲成像系統(tǒng)10。

超聲成像系統(tǒng)10包括電磁(em)場(chǎng)發(fā)生器12、超聲控制臺(tái)14和超聲探頭16(手持式)。超聲探頭16通過柔性電纜17連接到超聲控制臺(tái)14。對(duì)超聲成像系統(tǒng)10的補(bǔ)充是介入性醫(yī)療設(shè)備18。

如本文所使用的，術(shù)語“介入性醫(yī)療設(shè)備”是細(xì)長(zhǎng)的侵入式醫(yī)療裝置，其被配置為插入到患者的組織、血管或腔體中。在本發(fā)明的語境中，介入性醫(yī)療設(shè)備18可以是例如導(dǎo)管、損傷交叉導(dǎo)管(諸如可從c.r.bard公司獲得的導(dǎo)管)、導(dǎo)絲、護(hù)套、血管成形術(shù)氣囊、支架輸送導(dǎo)管或針。意圖是介入性醫(yī)療設(shè)備18可以被認(rèn)為是整個(gè)超聲成像系統(tǒng)10的一部分，但是作為替代，也可以作為單獨(dú)提供的項(xiàng)被認(rèn)為是超聲成像系統(tǒng)10的輔助部分。

超聲成像系統(tǒng)10被配置為跟蹤超聲探頭16和介入性醫(yī)療設(shè)備18的位置，并且進(jìn)而操作超聲探頭16，使得超聲探頭16的有源超聲換能器陣列被動(dòng)態(tài)地定位，以成像介入性醫(yī)療設(shè)備18的期望部分，如下面進(jìn)一步描述的。

在本實(shí)施例中，超聲控制臺(tái)14包括移動(dòng)外殼20，圖形用戶接口22和處理器電路24安裝到該外殼。圖形用戶接口22可以是觸摸屏顯示器26的形式，其具有顯示屏幕28。圖形用戶接口22用于向用戶顯示信息，并且經(jīng)由觸摸屏26適于用戶輸入。例如，觸摸屏26被配置為顯示從由超聲探頭16提供的二維超聲切片數(shù)據(jù)形成的超聲圖像、顯示3d體積內(nèi)被跟蹤的元件的虛擬位置信息，并且顯示意在引導(dǎo)用戶將超聲探頭16正確定位在感興趣區(qū)域上方的提示。此外，顯示屏幕28可以被配置為標(biāo)準(zhǔn)的2d顯示器，或者可選地，可以被配置為3d顯示器。例如，可以設(shè)想，由超聲成像系統(tǒng)10捕獲的3d數(shù)據(jù)集可以經(jīng)由向用戶呈現(xiàn)3d圖像的自動(dòng)立體或其它顯示方法呈現(xiàn)給用戶。

處理器電路24是具有數(shù)據(jù)處理能力和命令生成能力的電路，并且在本實(shí)施例中具有微處理器24-1和相關(guān)聯(lián)的非瞬態(tài)電子存儲(chǔ)器24-2。如本領(lǐng)域技術(shù)人員將認(rèn)識(shí)到的，微處理器24-1和相關(guān)聯(lián)的非瞬態(tài)電子存儲(chǔ)器24-2是商業(yè)可用的部件。如本領(lǐng)域中已知的，微處理器24-1可以是單個(gè)微處理器或者兩個(gè)或更多個(gè)并行微處理器的形式。非瞬態(tài)電子存儲(chǔ)器24-2可以包括多種類型的數(shù)字?jǐn)?shù)據(jù)存儲(chǔ)器，諸如隨機(jī)存取存儲(chǔ)器(ram)、非易失性ram(nvram)、只讀存儲(chǔ)器(rom)，和/或電可擦除可編程只讀存儲(chǔ)器(eeprom)。非瞬態(tài)電子存儲(chǔ)器24-2還可以包括在上述一種或多種電子存儲(chǔ)器形式中或者在計(jì)算機(jī)硬盤驅(qū)動(dòng)器或光盤上的大容量數(shù)據(jù)存儲(chǔ)?？商娲?，處理器電路24可以被組裝為一個(gè)或多個(gè)專用集成電路(asic)。

處理器電路24處理從程序源(諸如軟件或固件)接收的程序指令，處理器電路24能夠電子訪問該程序源。更具體而言，如下面更充分描述的，處理器電路24被配置為處理從超聲探頭16和介入性醫(yī)療設(shè)備18接收的位置信號(hào)，并生成被調(diào)節(jié)并作為控制輸出提供給超聲探頭16的數(shù)字定位信號(hào)。更具體而言，數(shù)字定位信號(hào)和控制輸出對(duì)應(yīng)于超聲探頭16的掃描軸(例如，y軸)上的坐標(biāo)，在該坐標(biāo)處將要定位超聲探頭16的有源超聲換能器陣列。

處理器電路24分別經(jīng)由內(nèi)部總線結(jié)構(gòu)30-1、31-1和32-1通信耦合到探頭輸入/輸出(i/o)接口電路30、探頭位置控制電路31和設(shè)備輸入/輸出(i/o)接口電路32。如本文所使用的，術(shù)語“通信耦合”意味著連接為了通信而通過通信介質(zhì)連接，其中通信介質(zhì)可以是具有電導(dǎo)體和/或印刷電路導(dǎo)電路徑的直接有線連接，并且可以是具有中間電路(諸如放大器或中繼器)的間接有線或無線連接。探頭輸入/輸出(i/o)接口電路30和探頭位置控制電路31被配置為連接到電纜17，電纜17進(jìn)而連接到超聲探頭16。在本實(shí)施例中，設(shè)備輸入/輸出(i/o)接口電路32被配置為連接到柔性電纜34，柔性電纜34進(jìn)而連接到介入性醫(yī)療設(shè)備18。

再次參考圖1，em場(chǎng)發(fā)生器12放在患者p的感興趣區(qū)域附近，并且被用于三角測(cè)量一個(gè)或多個(gè)被跟蹤的元件的位置，諸如超聲探頭16和介入性醫(yī)療設(shè)備18的位置。em場(chǎng)發(fā)生器12可以是例如可從northerndigital公司(ndi)獲得的電磁跟蹤系統(tǒng)的場(chǎng)發(fā)生器，其生成在已知朝向輻射以促進(jìn)電磁空間測(cè)量的基本電磁場(chǎng)，該電磁場(chǎng)在下文中將被稱為em定位器場(chǎng)36(參見圖2)。為了方便，em定位器場(chǎng)36的場(chǎng)強(qiáng)定義檢測(cè)體積38，如圖1中作為立方體體積以圖形示出的。

還參考圖3，介入性醫(yī)療設(shè)備18具有遠(yuǎn)側(cè)尖端40和從遠(yuǎn)端尖端40向近側(cè)延伸的遠(yuǎn)端部分42。在本實(shí)施例中，跟蹤元件44(即，電線跟蹤線圈)安裝在介入性醫(yī)療設(shè)備18的遠(yuǎn)側(cè)尖端40附近的遠(yuǎn)端部分42。在前一句的語境中，術(shù)語“近”是0至2厘米(cm)的范圍，并且遠(yuǎn)端部分42的范圍在1毫米(mm)至3cm的范圍內(nèi)。但是，本領(lǐng)域技術(shù)人員將認(rèn)識(shí)到，跟蹤元件44在介入性醫(yī)療設(shè)備18上的確切放置位置將依賴于介入性醫(yī)療設(shè)備18要被超聲成像系統(tǒng)10跟蹤的部分。跟蹤元件44允許介入性醫(yī)療設(shè)備18相對(duì)于超聲探頭16的位置是已知的，如下面更全面描述的。

跟蹤元件44被配置為基于由em場(chǎng)發(fā)生器12生成的em定位器場(chǎng)36生成定義五個(gè)自由度的尖端位置數(shù)據(jù)。這五個(gè)自由度是x軸、y軸、z軸、俯仰和偏航。如果需要，也可以包括第六個(gè)自由度，即，滾動(dòng)。介入性醫(yī)療設(shè)備18的跟蹤元件44經(jīng)由電纜34通信耦合到超聲控制臺(tái)14的處理器電路24，其中電纜34充當(dāng)處理器電路24和跟蹤元件44之間的通信鏈路46。如本文所使用的，“通信鏈路”是指數(shù)據(jù)(即，信息)和/或電力信號(hào)經(jīng)有線或無線通信介質(zhì)的電傳輸。在本實(shí)施例中，由電纜34提供的通信鏈路46是將跟蹤元件44物理連接到超聲控制臺(tái)14并進(jìn)而連接到處理器電路24的多導(dǎo)體電纜。

可替代地，如圖4中所繪出的，代替物理連接，通信鏈路46可以是經(jīng)由附連到介入性醫(yī)療設(shè)備18的藍(lán)牙加密狗48的短距離無線連接的形式，諸如藍(lán)牙。藍(lán)牙加密狗48被配置為使用藍(lán)牙協(xié)議的藍(lán)牙發(fā)送器，并且對(duì)應(yīng)的藍(lán)牙接收器連接到處理器電路24。藍(lán)牙加密狗48將來自跟蹤元件44的跟蹤信息和與介入性醫(yī)療設(shè)備18相關(guān)聯(lián)的其它信息(諸如操作狀態(tài))傳送到超聲成像系統(tǒng)10的處理器電路24。而且，在em跟蹤部件是需要電源的有源電路的情況下，藍(lán)牙加密狗48可以被用來向結(jié)合到介入性醫(yī)療設(shè)備18中的em跟蹤部件提供電力。

藍(lán)牙加密狗48可以是一次性的，并且包括在每個(gè)介入性醫(yī)療設(shè)備18中。可替代地，藍(lán)牙加密狗48可以是可重用的。通過將滅菌的加密狗放在向介入性醫(yī)療設(shè)備18進(jìn)行無菌連接的無菌袋中，解決可重用的加密狗的無菌要求。

如圖5a中所示，超聲探頭16包括具有與頭部部分54接合的手柄部分52的探頭外殼50。在本實(shí)施例中，手柄部分52具有與頭部部分54大致垂直的范圍(+5度的范圍)。

超聲探頭16經(jīng)由電纜17通信耦合到超聲控制臺(tái)14的處理器電路24，電纜17可以是有線或無線連接。在本實(shí)施例中，參考圖2，電纜17被描繪為將超聲探頭16物理連接到超聲控制臺(tái)14的多導(dǎo)體電纜，并且包括通信鏈路56、通信鏈路58和通信鏈路60，每個(gè)通信鏈路都由電線導(dǎo)體形成。但是，預(yù)期通信鏈路56、通信鏈路58和通信鏈路60中的一個(gè)或多個(gè)可以是(短距離)無線連接的形式(諸如藍(lán)牙)。處理器電路24的部分也可以嵌在超聲探頭中，以分析或處理從超聲發(fā)射元件接收/發(fā)送到超聲發(fā)射元件的信號(hào)。然后，經(jīng)分析或處理的信號(hào)經(jīng)由電纜被發(fā)送回控制臺(tái)。

參考圖2，超聲探頭16包括超聲換能器機(jī)構(gòu)62和跟蹤元件64。超聲換能器機(jī)構(gòu)62和跟蹤元件64都安裝到探頭外殼50(也參見圖5a)，并且可以包含在探頭外殼50內(nèi)，外殼50可以由塑料制成。而且，跟蹤元件64可以嵌在探頭外殼50的塑料中。超聲換能器機(jī)構(gòu)62經(jīng)由通信鏈路56和58通信耦合到處理器電路24。

參考圖2和5a，超聲換能器機(jī)構(gòu)62具有有源超聲換能器陣列66，該陣列被配置為在與超聲探頭16的頭部部分54相關(guān)聯(lián)的三維成像體積68內(nèi)多個(gè)離散成像位置中任何一個(gè)位置處生成表示二維超聲成像切片67的二維超聲切片數(shù)據(jù)。三維成像體積68由超聲發(fā)射在z軸方向上的穿透深度68-1、超聲發(fā)射在x軸的寬度68-2以及沿y軸的超聲換能器掃描范圍68-3定義。有源超聲換能器陣列66可以是例如線性超聲換能器陣列形式的一維換能器陣列，或者可替代地，可以是凸或凹超聲換能器陣列的形式。如本文所使用的，術(shù)語“一維換能器陣列”是布置成單行的超聲換能器元件的陣列，其中行可以是線性的或彎曲的。

有源超聲換能器陣列66經(jīng)由通信鏈路58通信耦合到處理器電路24，并且經(jīng)由通信鏈路58將二維超聲數(shù)據(jù)供給處理器電路24。自動(dòng)地，或可替代地基于圖形用戶接口22處的用戶輸入，處理器電路24執(zhí)行將二維超聲數(shù)據(jù)存儲(chǔ)在非瞬態(tài)電子存儲(chǔ)器24-2中提供的大容量存儲(chǔ)中的程序指令。

還參考圖5b，處理器電路24包括電路系統(tǒng)，或者可替代地執(zhí)行程序指令，以將二維超聲數(shù)據(jù)轉(zhuǎn)換成用于在圖形用戶接口22的顯示屏幕28上作為二維超聲圖像69觀看的形式。二維超聲圖像69繪出了具有位于血管bv中的跟蹤元件44的介入性醫(yī)療設(shè)備18，并且繪出了與血管內(nèi)栓塞ic嚙合的介入性醫(yī)療設(shè)備18的遠(yuǎn)端部分42的遠(yuǎn)側(cè)尖端40。

再次參考圖2和5a，跟蹤元件64(即，電線跟蹤線圈)被配置為基于由em場(chǎng)發(fā)生器12生成的em定位器場(chǎng)36生成定義六個(gè)自由度的探頭位置數(shù)據(jù)。六個(gè)自由度是x軸、y軸、z軸、俯仰、偏航和滾動(dòng)。跟蹤元件64經(jīng)由通信鏈路60通信耦合到處理器電路24，并且經(jīng)由通信鏈路60將探頭位置數(shù)據(jù)供給處理器電路24。跟蹤元件64允許確定超聲探頭16在檢測(cè)體積38內(nèi)的位置，如圖1中所繪出的，其中檢測(cè)體積38比圖5a中繪出的超聲探頭16的三維成像體積68大得多(大20多倍)。

根據(jù)本發(fā)明，超聲探頭16的超聲換能器機(jī)構(gòu)62的有源超聲換能器陣列66可以結(jié)合可移動(dòng)的一維(1d)換能器陣列，如圖6a和6b中繪出的實(shí)施例中那樣。可替代地，如圖7a和7b中所繪出的，超聲探頭16的超聲換能器機(jī)構(gòu)62的有源超聲換能器陣列66可以是二維(2d)矩陣換能器陣列的可選擇部分的形式。

在圖6a和和6b中繪出的實(shí)施例中，有源超聲換能器陣列66在物理上相對(duì)于探頭外殼50可移動(dòng)，即，動(dòng)態(tài)地定位在探頭外殼50內(nèi)，以便捕獲三維成像體積68內(nèi)在超聲探頭16下方的位置的超聲圖像(為了方便，以圖形示出的立方體體積)。

在圖6a和6b的實(shí)施例中，超聲換能器機(jī)構(gòu)62包括一維(1d)超聲換能器陣列70、滑架72和步進(jìn)電機(jī)74。在本實(shí)施例中，一維超聲換能器陣列70充當(dāng)有源超聲換能器陣列66。一維超聲換能器陣列70具有一行多個(gè)分立的超聲換能器元件。

滑架72連接到一維超聲換能器陣列70，使得一維超聲換能器陣列70與滑架72一致地移動(dòng)。在兩個(gè)平移方向d1、d2中確定的一個(gè)方向，滑架72將步進(jìn)電機(jī)74的可旋轉(zhuǎn)軸74-1的旋轉(zhuǎn)轉(zhuǎn)換成滑架72的線性平移，并進(jìn)而轉(zhuǎn)換成一維超聲換能器陣列70相對(duì)于探頭外殼50的頭部部分54的線性平移。

步進(jìn)電機(jī)74經(jīng)由電纜17的通信鏈路56可操作地(電氣和通信地)連接到探頭位置控制電路31(參見圖2)。在本實(shí)施例中，探頭位置控制電路31是電機(jī)控制電路的形式，其將由處理器電路24供給的數(shù)字定位信號(hào)轉(zhuǎn)換成步進(jìn)電機(jī)定位信號(hào)，該步進(jìn)電機(jī)定位信號(hào)可以包括多個(gè)步進(jìn)電機(jī)控制信號(hào)，并由電機(jī)控制電路76提供給步進(jìn)電機(jī)74，以命令旋轉(zhuǎn)軸74-1旋轉(zhuǎn)對(duì)應(yīng)于由數(shù)字定位信號(hào)規(guī)定的量和位置的量。在本實(shí)施例中，數(shù)字定位信號(hào)和步進(jìn)電機(jī)定位信號(hào)在本文被統(tǒng)稱為“定位信號(hào)”，因?yàn)椴竭M(jìn)電機(jī)定位信號(hào)是數(shù)字定位信號(hào)的形式變化，并且“定位信號(hào)”在本文被認(rèn)為是由處理器電路24生成的。

滑架72將步進(jìn)電機(jī)74的可旋轉(zhuǎn)軸74-1的旋轉(zhuǎn)轉(zhuǎn)換成滑架72的線性平移，并進(jìn)而在兩個(gè)平移方向d1、d2中確定的一個(gè)相對(duì)于探頭外殼50的頭部部分54將一維超聲換能器陣列70移動(dòng)到由處理器電路24生成的數(shù)字定位信號(hào)所規(guī)定的位置。因此，基于由處理器電路24發(fā)起的定位信號(hào)，一維超聲換能器陣列70可以相對(duì)于探頭外殼50的頭部部分54被移動(dòng)到期望的位置。

圖6b示出了滑架72的實(shí)施例，其中滑架72具有懸掛在兩個(gè)縱向隔開的空轉(zhuǎn)齒輪/滑輪80-1、80-2之間的環(huán)形齒形帶78。步進(jìn)電機(jī)74的可旋轉(zhuǎn)軸74-1連接到驅(qū)動(dòng)齒輪82。驅(qū)動(dòng)齒輪82與環(huán)形齒形帶78的齒可驅(qū)動(dòng)地嚙合。一維超聲換能器陣列70附連到環(huán)形齒形帶78的下部行程78-1，并且沿著兩個(gè)縱向隔開的空轉(zhuǎn)齒輪/滑輪80-1、80-2之間的縱向范圍可移動(dòng)。照此，懸掛在兩個(gè)縱向隔開的空轉(zhuǎn)齒輪/滑輪80-1、80-2之間的齒形帶78的布置將步進(jìn)電機(jī)74的可旋轉(zhuǎn)軸74-1的旋轉(zhuǎn)轉(zhuǎn)換成一維超聲換能器陣列70在兩個(gè)平移方向d1、d2中可選擇的一個(gè)方向中的平移。

在圖7a和7b中繪出的替代實(shí)施例中，并且被識(shí)別為超聲探頭16-1，替代的超聲換能器機(jī)構(gòu)62-1包括二維(2d)超聲換能器陣列84，并且探頭位置控制電路31(參見圖2)在用于尋址電子存儲(chǔ)器的類型的矩陣地址電路的形式。二維超聲換能器陣列84具有以矩陣圖案布置的分立超聲換能器元件的多個(gè)列84-1和多個(gè)可尋址行84-2。二維超聲換能器陣列84可以是平面換能器布置，或者可替換地可以是凹或凸布置。二維超聲換能器陣列84經(jīng)由通信鏈路58通信耦合到處理器電路24，以將來自二維超聲換能器陣列84的二維超聲數(shù)據(jù)供給處理器電路24。

在圖7a、7b的實(shí)施例中，參考圖2，探頭位置控制電路31電連接到處理器電路24，以接收由處理器電路24生成的數(shù)字定位信號(hào)。在本實(shí)施例中，探頭位置控制電路31作為矩陣地址電路操作，以將由處理器電路24供給的數(shù)字定位信號(hào)轉(zhuǎn)換成行選擇定位信號(hào)，該行選擇定位信號(hào)經(jīng)由通信鏈路56被供給二維(2d)超聲換能器陣列84，以動(dòng)態(tài)地選擇分立超聲換能器元件的多行84-2中的一行作為有源線性超聲換能器陣列66。因此，行選擇定位信號(hào)對(duì)應(yīng)于由處理器電路24生成的數(shù)字定位信號(hào)所規(guī)定的位置。

在圖7a和7b的實(shí)施例中，由于行選擇定位信號(hào)是數(shù)字定位信號(hào)的形式變化，因此數(shù)字定位信號(hào)和行選擇定位信號(hào)在本文被統(tǒng)稱為“定位信號(hào)”，并且“定位信號(hào)”在本文被認(rèn)為是由處理器電路24生成的。

照此，圖7a和7b的實(shí)施例模擬上面關(guān)于圖6a和6b討論的一維超聲換能器陣列70的動(dòng)態(tài)定位，并且允許對(duì)超聲探頭將在三維成像體積68內(nèi)該超聲探頭下方成像進(jìn)行類似的控制(參見圖5a)。

根據(jù)本發(fā)明，并且鑒于上面討論的實(shí)施例，超聲成像系統(tǒng)10提供“鎖定”功能，其中超聲探頭16和介入性醫(yī)療設(shè)備18中的每一個(gè)的位置被跟蹤，并且超聲探頭16中的有源超聲換能器陣列66被動(dòng)態(tài)地定位在跟蹤信息的會(huì)聚處，這將參考圖8的流程進(jìn)一步描述?；叵胍幌拢幚砥麟娐?4通信耦合到介入性醫(yī)療設(shè)備18的跟蹤元件44、超聲探頭16的跟蹤元件64、超聲探頭16的超聲換能器機(jī)構(gòu)62以及具有顯示屏幕28的圖形用戶接口22中的每一個(gè)。

參考圖8，在步驟s100，超聲成像系統(tǒng)10的跟蹤和數(shù)據(jù)獲取方面被初始化。具體而言，處理器電路24執(zhí)行程序指令以確定與超聲探頭16和介入性醫(yī)療設(shè)備18中的每一個(gè)相關(guān)聯(lián)的跟蹤元件的類型、處理器電路24和每個(gè)超聲探頭16和介入性醫(yī)療設(shè)備18之間的通信速率、數(shù)據(jù)獲取更新的速率，以及探頭參數(shù)。這種探頭參數(shù)可以包括掃描范圍起點(diǎn)和終點(diǎn)，以及有源超聲換能器陣列66相對(duì)于原點(diǎn)71(參見圖5a)的運(yùn)動(dòng)的期望速度，其中原點(diǎn)定義x、y和z軸上的0，0，0位置。而且，超聲探頭16和介入性醫(yī)療設(shè)備18的跟蹤元件的位置可以相對(duì)于由em場(chǎng)發(fā)生器12(參見圖1)定義的3d檢測(cè)體積38來校準(zhǔn)。

在步驟s102，“while”定義進(jìn)入連續(xù)循環(huán)的入口，以將超聲探頭16的有源超聲換能器陣列66的超聲成像平面的位置與跟蹤元件44的位置會(huì)聚并進(jìn)而與介入性醫(yī)療設(shè)備18的尖端40虛擬會(huì)聚。處理器電路24保持在這個(gè)連續(xù)循環(huán)中，直到程序執(zhí)行停止。

在步驟s104，相對(duì)于由em場(chǎng)發(fā)生器12定義的3d檢測(cè)體積38確定介入性醫(yī)療設(shè)備18的跟蹤元件44的當(dāng)前位置。具體而言，介入性醫(yī)療設(shè)備18的跟蹤元件44基于由em場(chǎng)發(fā)生器12生成的em定位器場(chǎng)36生成作為物理坐標(biāo)的尖端位置數(shù)據(jù)，并且將與物理坐標(biāo)相關(guān)聯(lián)的尖端位置數(shù)據(jù)提供給處理器電路24。

在步驟s106，與步驟s104并行地，相對(duì)于由em場(chǎng)發(fā)生器12定義的3d檢測(cè)體積38確定超聲(us)探頭16的跟蹤元件64的當(dāng)前位置。具體而言，超聲探頭16的跟蹤元件64基于由em場(chǎng)發(fā)生器12生成的em定位器場(chǎng)36生成作為物理坐標(biāo)的探頭位置數(shù)據(jù)，并且將與物理坐標(biāo)相關(guān)聯(lián)的探測(cè)位置數(shù)據(jù)提供給處理器電路24。

在步驟s108，基于探頭位置數(shù)據(jù)確定超聲平面位置(b掃描位置)。具體而言，處理器電路24執(zhí)行定義垂直于超聲探頭16的頭部部分54的表面(例如，從該表面向下指向)的單位向量的程序指令，即，在圖5a的原點(diǎn)71(0，0，0)處的z軸，其中單位向量最初位于當(dāng)前超聲圖像平面上。處理器電路24執(zhí)行程序指令以虛擬地將向量旋轉(zhuǎn)成與當(dāng)前超聲圖像平面正交。然后，處理器電路24執(zhí)行程序指令以使用在步驟s106獲取的探頭位置數(shù)據(jù)繞z軸旋轉(zhuǎn)法向向量，其對(duì)應(yīng)于超聲探頭的朝向角度。然后，處理器電路24執(zhí)行程序指令以使用以下公式來確定當(dāng)前超聲圖像平面相對(duì)于原點(diǎn)的位置：

公式1：超聲平面位置＝(ax+by+cz+d)，其中a、b、c是定義超聲探頭16的平面的(探頭位置數(shù)據(jù)的)x、y、z位置坐標(biāo)的系數(shù)，并且d是從原點(diǎn)71到ax+by+cz平面的距離向量的長(zhǎng)度。

在步驟s110，處理器電路24執(zhí)行程序指令以計(jì)算如由尖端位置數(shù)據(jù)定義的介入性醫(yī)療設(shè)備18的位置與超聲探頭16的(在步驟s108確定的)超聲平面位置之間的偏移距離，通過使用以下公式：

公式2：offset＝(ax1+by1+cz1+d)/sqrt(a²+b²+c²)，其中：a、b、c和d是超聲平面位置的系數(shù)(參見步驟s108)，并且x1、y1、z1是介入性醫(yī)療設(shè)備18的(尖端位置數(shù)據(jù)的)位置坐標(biāo)。

公式2偏移計(jì)算給出了從介入性醫(yī)療設(shè)備18的跟蹤元件44到超聲平面位置的最小或垂直距離，該距離是超聲換能器機(jī)構(gòu)62需要移動(dòng)有源超聲換能器陣列66的距離(和方向)，使得存在超聲位置平面與介入性醫(yī)療設(shè)備18的跟蹤元件44并進(jìn)而與遠(yuǎn)側(cè)尖端40的會(huì)聚(交叉)。因此，在本質(zhì)上，該計(jì)算確定用來實(shí)現(xiàn)尖端位置數(shù)據(jù)與和探頭位置數(shù)據(jù)相關(guān)聯(lián)的超聲平面位置的會(huì)聚的偏移。

在步驟s112，驅(qū)動(dòng)超聲換能器機(jī)構(gòu)62，以將有源超聲換能器陣列66定位在如由步驟s110計(jì)算出的offset定義的所確定的會(huì)聚點(diǎn)處。具體而言，處理器電路24執(zhí)行處理offset的程序指令以生成對(duì)應(yīng)于會(huì)聚點(diǎn)的定位信號(hào)，并且該定位信號(hào)被通信耦合到超聲換能器機(jī)構(gòu)62，以動(dòng)態(tài)地將有源超聲換能器陣列66定位在多個(gè)離散成像位置中的期望成像位置處，使得由有源超聲換能器陣列66捕獲的二維超聲切片數(shù)據(jù)包括至少介入性醫(yī)療設(shè)備18的遠(yuǎn)側(cè)尖端40的圖像，只要介入性醫(yī)療設(shè)備18的遠(yuǎn)側(cè)尖端40保留在三維成像體積68內(nèi)超聲探頭16的頭部部分的表面之下即可。

在圖6a和6b的實(shí)施例中，定位信號(hào)將導(dǎo)致(culminate)供給步進(jìn)電機(jī)74的步進(jìn)電機(jī)控制信號(hào)。在圖7a和7b的實(shí)施例中，定位信號(hào)將導(dǎo)致供給二維超聲換能器陣列84的行選擇信號(hào)。如本文所使用的，關(guān)于超聲探頭16的術(shù)語“之下”或“底層”是指在超聲探頭16的可能成像視圖范圍內(nèi)。

其后，過程返回到步驟s102，“while”，以在連續(xù)循環(huán)中繼續(xù)維持超聲探頭16的有源超聲換能器陣列66的位置與介入性醫(yī)療設(shè)備18的跟蹤元件44的會(huì)聚并進(jìn)而與遠(yuǎn)側(cè)尖端40的會(huì)聚。

參考圖9，示出了描述與上面關(guān)于圖8描述的“鎖定”功能并發(fā)的，即，在“鎖定”功能期間，獲取超聲數(shù)據(jù)的流程圖。

在步驟s200，超聲探頭16被配置用于獲取超聲數(shù)據(jù)。例如，可以設(shè)置參數(shù)，諸如期望的分辨率，以及用以實(shí)現(xiàn)期望的穿透深度的有源超聲換能器陣列66的發(fā)射強(qiáng)度。對(duì)于二維圖像掃描，超聲成像系統(tǒng)10被配置為收集一系列二維超聲成像切片(超聲b掃描)數(shù)據(jù)。對(duì)于體積掃描成像，超聲成像系統(tǒng)10被配置為收集一系列超聲b掃描數(shù)據(jù)，以形成表示三維成像體積68的三維超聲體積數(shù)據(jù)，c掃描數(shù)據(jù)或其它面向平面的數(shù)據(jù)可以從該數(shù)據(jù)得出。

在步驟s202，“while”利用超聲探頭16的有源超聲換能器陣列66定義用于獲取超聲數(shù)據(jù)的連續(xù)循環(huán)的入口。

在步驟s204，獲取超聲圖像數(shù)據(jù)。更具體而言，參考圖2和5a，處理器電路24被配置為執(zhí)行程序指令，或者可選地包括電路系統(tǒng)，以處理由超聲探頭16的超聲換能器機(jī)構(gòu)62的有源超聲換能器陣列66生成的二維超聲切片數(shù)據(jù)，并且生成用于在圖形用戶接口22的顯示屏幕28處顯示的超聲圖像。而且，處理器電路24可以執(zhí)行程序指令以自動(dòng)將二維超聲切片數(shù)據(jù)存儲(chǔ)在非瞬態(tài)電子存儲(chǔ)器24-2中，并且因此累積感興趣的位置的多個(gè)圖像數(shù)據(jù)集?？商娲?，圖形用戶接口22可以向處理器電路24提供用戶命令，以根據(jù)需求按來自用戶的命令將二維超聲切片數(shù)據(jù)存儲(chǔ)在非瞬態(tài)電子存儲(chǔ)器24-2中。

對(duì)于二維圖像掃描，收集一系列二維超聲成像切片(超聲b掃描)數(shù)據(jù)并將其存儲(chǔ)在非瞬態(tài)電子存儲(chǔ)器24-2中。對(duì)于體積掃描成像，有源超聲換能器陣列66沿著y軸跨三維成像體積68的所有或選定部分掃描，以對(duì)超聲探頭16的頭部部分54下方的底層區(qū)域取得詳細(xì)體積掃描，使得表示三維成像體積的一系列超聲b掃描數(shù)據(jù)被收集并存儲(chǔ)在非瞬態(tài)電子存儲(chǔ)器24-2中。

其后，該過程返回到步驟s202，“while”，以繼續(xù)獲取和更新超聲數(shù)據(jù)。

雖然超聲探頭16與介入性醫(yī)療設(shè)備18的遠(yuǎn)側(cè)尖端40的相對(duì)運(yùn)動(dòng)將導(dǎo)致介入性醫(yī)療設(shè)備18的遠(yuǎn)側(cè)尖端40的位置在三維成像體積68中的運(yùn)動(dòng)，只要跟蹤元件44以及因此介入性醫(yī)療設(shè)備18的遠(yuǎn)側(cè)尖端40保持在超聲探頭16的三維成像體積68中，超聲成像系統(tǒng)10能夠動(dòng)態(tài)地定位有源超聲換能器陣列66，以在三維成像體積68中的多個(gè)離散成像位置中的期望成像位置處會(huì)聚，使得二維超聲切片數(shù)據(jù)包括介入性醫(yī)療設(shè)備18的至少遠(yuǎn)側(cè)尖端40的圖像，用于生成在顯示屏幕28上顯示的超聲圖像。

但是，再次參考圖5a，在介入性醫(yī)療設(shè)備18的跟蹤元件44在三維成像體積68之外的情況下，位于超聲探頭16和圖形用戶接口22(也參見圖2)的顯示屏幕28中的至少一個(gè)上的運(yùn)動(dòng)指示器88被提供，以引導(dǎo)用戶相對(duì)于被跟蹤的介入性醫(yī)療設(shè)備18可接受地放置超聲探頭16。運(yùn)動(dòng)指示器88可操作地耦合到處理器24，并且可以是方向箭頭的形式，其可以被處理器電路24選擇性地照射，以便引導(dǎo)用戶相對(duì)于被跟蹤的介入性醫(yī)療設(shè)備18可接受地放置超聲探頭16。

具體而言，基于由介入性醫(yī)療設(shè)備18的跟蹤元件44提供的尖端位置數(shù)據(jù)和由處理器電路24處理的超聲探頭16的跟蹤元件64的探頭位置數(shù)據(jù)，處理器電路24執(zhí)行程序邏輯，以確定是否介入性醫(yī)療設(shè)備18的跟蹤元件44在三維成像體積68之外，并因此在超聲探頭16的可成像范圍之外。

例如，當(dāng)具有跟蹤元件64的超聲探頭16和具有跟蹤元件44的介入性醫(yī)療設(shè)備18放在em場(chǎng)發(fā)生器12的檢測(cè)體積38內(nèi)時(shí)，跟蹤元件44和跟蹤元件64二者的位置以及跟蹤元件44與跟蹤元件64之間的相對(duì)距離由處理器電路24計(jì)算。使用這種位置和距離信息，處理器電路24執(zhí)行程序指令以確定介入性醫(yī)療設(shè)備18的遠(yuǎn)側(cè)尖端40是否目前位于三維成像體積內(nèi)。如果是這樣，則超聲成像系統(tǒng)10的處理器電路24還執(zhí)行程序指令以在運(yùn)動(dòng)指示器88處生成視覺提示，以提示用戶在特定方向?qū)⒊曁筋^16的頭部部分54移動(dòng)到一般位置，使得介入性醫(yī)療設(shè)備18的跟蹤元件44以及因此遠(yuǎn)側(cè)尖端40留在三維成像體積68內(nèi)超聲探頭16下方，由此允許超聲探頭16的有源超聲換能器陣列66自動(dòng)捕獲包含介入性醫(yī)療設(shè)備18的跟蹤元件44和遠(yuǎn)側(cè)尖端40的超聲圖像數(shù)據(jù)，用于在顯示屏幕28上顯示。

因此，在實(shí)踐本發(fā)明的“鎖定”功能動(dòng)作模式時(shí)，如果介入性醫(yī)療設(shè)備18的跟蹤元件44以及因此遠(yuǎn)側(cè)尖端40在超聲探頭16的三維成像體積68之外，則將以的運(yùn)動(dòng)指示器88的形式生成手動(dòng)探頭定位提示，該提示在超聲探頭16和/或圖形用戶接口22上存在，以提示用戶將超聲探頭16移動(dòng)到包含具有跟蹤元件44的介入性醫(yī)療設(shè)備18的一般位置，使得介入性醫(yī)療設(shè)備18的跟蹤元件44和遠(yuǎn)側(cè)尖端40留在超聲探頭16的三維成像體積68內(nèi)。當(dāng)介入性醫(yī)療設(shè)備18橫穿三維成像體積68時(shí)，用戶可以操作圖形用戶接口22，以將參考位置(即，種子點(diǎn))存儲(chǔ)在存儲(chǔ)器24-2中三維成像體積68內(nèi)的一個(gè)或多個(gè)特定的感興趣區(qū)域中的每一個(gè)處，以便促進(jìn)快速且準(zhǔn)確地返回到三維成像體積68內(nèi)的標(biāo)記位置。因?yàn)榻槿胄葬t(yī)療設(shè)備18的遠(yuǎn)側(cè)尖端40的位置在物理環(huán)境中是已知的，所以具體的位置可以經(jīng)由其在超聲成像系統(tǒng)10中的坐標(biāo)來指定。還可以在3d虛擬環(huán)境中向用戶顯示指示這個(gè)位置的視覺標(biāo)記，并且在顯示屏幕28上存留用戶在圖形用戶接口22指定的時(shí)間段。這些標(biāo)記可以被用來表示在血管手術(shù)過程中用戶可能返回的臨床相關(guān)位置。

一旦用戶將超聲探頭16放在要被可視化的一般區(qū)域上方，來自超聲探頭16和介入性醫(yī)療設(shè)備18的位置信息就被進(jìn)一步用來移動(dòng)超聲探頭16的有源超聲換能器陣列66的位置，即使超聲探頭16沒有直接放在介入性醫(yī)療設(shè)備18的跟蹤元件44/遠(yuǎn)側(cè)尖端40上方，這允許超聲成像系統(tǒng)10會(huì)聚在包括底層介入性醫(yī)療設(shè)備18的二維超聲圖像切片上。在期望的超聲圖像切片與跟蹤元件/遠(yuǎn)側(cè)尖端40的位置不直接一致的情況下，如果期望，則可以在圖形用戶接口22選擇線性偏移，以沿著介入性醫(yī)療設(shè)備18的長(zhǎng)度移位會(huì)聚位置。這種偏移可以在跟蹤元件44的位置的或者近側(cè)或者遠(yuǎn)側(cè)，并且可以是距離的形式。而且，可以在圖形用戶接口22選擇旋轉(zhuǎn)偏移，以改變二維超聲圖像切片相對(duì)于介入性醫(yī)療設(shè)備18的縱軸的旋轉(zhuǎn)位置，并且可以是角增量的形式。

超聲探頭16的有源超聲換能器陣列66的位置被近實(shí)時(shí)地動(dòng)態(tài)調(diào)節(jié)，受數(shù)據(jù)獲取和處理速度的限制，這允許超聲成像系統(tǒng)10適應(yīng)超聲探頭16位置、介入性醫(yī)療設(shè)備18的跟蹤元件44的位置和/或患者位置的小變化，使得底層介入性醫(yī)療設(shè)備18的超聲圖像維持在超聲探頭16的視野內(nèi)。

如果待成像的介入性醫(yī)療設(shè)備18移動(dòng)到超聲探頭16下面的可能的三維成像體積68之外，則再次生成以運(yùn)動(dòng)指示器88的形式的定位提示，并被用來提示用戶在允許超聲成像系統(tǒng)10再次會(huì)聚在底層介入性醫(yī)療設(shè)備18上并顯示其的方向移動(dòng)超聲探頭16。

參考圖9的步驟s204，超聲成像系統(tǒng)10還可以以三維(3d)高分辨率掃描成像模式操作。

一般而言，進(jìn)一步參考圖5a，在三維(3d)高分辨率成像模式下，超聲探頭16被保持在感興趣區(qū)域上的固定位置，并且有源超聲換能器陣列66沿著y軸跨三維成像體積68的所有或選定部分被掃描，以取得對(duì)超聲探頭16的頭部部分54下方的底層區(qū)域的詳細(xì)體積掃描。超聲探頭16可以由用戶的手保持在固定位置。包含從在高分辨率模式下獲得的每個(gè)二維切片的定位位置(positionlocation)的元數(shù)據(jù)被進(jìn)一步用來識(shí)別從相同的空間點(diǎn)拍攝的圖像，并隨后被用于圖像集成處理。

更具體而言，在3d高分辨率成像模式下，超聲控制臺(tái)14的處理器電路24被配置為執(zhí)行程序指令以生成供給超聲換能器機(jī)構(gòu)62的掃描信號(hào)，以掃描在三維成像體積68的至少一部分上方的有源超聲換能器陣列66。有源超聲換能器陣列66在掃描期間被重復(fù)地致動(dòng)，以生成存儲(chǔ)在存儲(chǔ)器24-2中并被組合以形成3d超聲體積數(shù)據(jù)的多個(gè)(即，一系列)順序的二維超聲切片，從3d超聲體積數(shù)據(jù)形成三維(3d)高分辨率超聲圖像并顯示在圖形用戶接口22的顯示屏幕28上(也參見圖2)。

可以通過生成感興趣的位置的復(fù)合超聲圖像來改善高分辨率3d圖像的質(zhì)量。因?yàn)槌曁筋^16的位置是處理器電路24已知的，所以可以取得在三維成像體積68中在超聲探頭16的頭部部分54的表面下面(例如垂直于該表面)的特定位置的2d或3d超聲圖像的多個(gè)集合，并且存儲(chǔ)在非瞬態(tài)電子存儲(chǔ)器24-2中，從該數(shù)據(jù)集，可以通過將同一位置的超聲圖像的多個(gè)集合加在一起來從2d或3d超聲圖像的多個(gè)集合生成混合的復(fù)合超聲圖像。

具體而言，處理器電路24被配置為執(zhí)行程序指令以操作有源超聲換能器陣列66來產(chǎn)生超聲圖像數(shù)據(jù)的多個(gè)集合，其包括對(duì)應(yīng)于特定位置的元數(shù)據(jù)，即，描述三維體積68內(nèi)的掃描位置的元數(shù)據(jù)，并將這多個(gè)集合保存在非瞬態(tài)電子存儲(chǔ)器24-2中。處理器電路24還被配置為執(zhí)行程序指令以對(duì)超聲圖像數(shù)據(jù)的多個(gè)集合求和，以生成復(fù)合(混合)超聲圖像數(shù)據(jù)，然后數(shù)據(jù)被存儲(chǔ)在非瞬態(tài)存儲(chǔ)器24-2中和/或顯示在圖形用戶接口22的顯示屏幕28上。

還參考圖10，也可以通過跟蹤患者p的位置相對(duì)于超聲探頭16的位置從而減少3d圖像中的運(yùn)動(dòng)偽影來改善高分辨率3d圖像的質(zhì)量。諸如通過粘合劑，第三em跟蹤元件90(即，電線跟蹤線圈)被固定到患者身上。跟蹤元件90通過通信鏈路92(諸如有線或無線連接)通信耦合到超聲控制臺(tái)14的處理器電路24。跟蹤元件90在被電磁(em)場(chǎng)發(fā)生器12激勵(lì)時(shí)生成經(jīng)由通信鏈路92供給處理器電路24的三軸患者位置數(shù)據(jù)。處理器電路24處理三軸患者位置數(shù)據(jù)，以進(jìn)一步響應(yīng)于患者的任何運(yùn)動(dòng)而調(diào)節(jié)超聲探頭16的有源超聲換能器陣列66的位置。換句話說，跟蹤元件90允許患者的位置已知，這進(jìn)而允許超聲成像系統(tǒng)10針對(duì)患者產(chǎn)生的任何運(yùn)動(dòng)調(diào)節(jié)超聲探頭16的有源超聲換能器陣列66的位置。

超聲成像系統(tǒng)10還可以被操作為渲染并顯示一個(gè)或多個(gè)合成的(用戶選擇的)掃描平面。

還參考圖11，示出了具有在顯示屏幕28上顯示的三維超聲圖像94和用戶控件96的圖形用戶接口22。如上所述，可以生成多個(gè)(即，一系列)順序的二維超聲片段并將其組合，以生成定義三維成像體積的3d超聲體積數(shù)據(jù)。使用從超聲探頭16獲取的3d超聲體積數(shù)據(jù)，用戶可以選擇渲染并顯示一個(gè)或多個(gè)合成的(用戶選擇的)掃描平面，諸如冠狀掃描平面98和軸向(矢狀)掃描平面100。

具體而言，用戶可以使用用戶控件96來定義相對(duì)于與三維超聲圖像94相關(guān)聯(lián)的3d超聲體積數(shù)據(jù)的期望的合成平面朝向。從在用戶控件96處提供的平面朝向輸入，超聲成像系統(tǒng)10的處理器電路24執(zhí)行程序指令以在三維超聲圖像94的3d超聲體積數(shù)據(jù)內(nèi)識(shí)別與期望的合成平面朝向相關(guān)聯(lián)的圖像數(shù)據(jù)。期望的合成平面可以通過3d超聲體積數(shù)據(jù)中的多個(gè)二維圖像數(shù)據(jù)切片。一旦識(shí)別出與3d超聲體積數(shù)據(jù)內(nèi)的期望的合成平面朝向相關(guān)聯(lián)的圖像數(shù)據(jù)，期望的一個(gè)或多個(gè)合成的(用戶選擇的)掃描平面可以被渲染并顯示在圖形用戶接口22的顯示屏幕28上所生成的三維超聲圖像94內(nèi)，如圖11中所示，或者作為獨(dú)立的二維圖像。這些附加視圖可以允許進(jìn)一步檢查底層解剖結(jié)構(gòu)，除此之外通常是經(jīng)由熒光透視獲得的解剖結(jié)構(gòu)，這進(jìn)而可以導(dǎo)致改善的臨床結(jié)果。

各種視圖(諸如與矢狀平面、橫向平面和冠狀平面相關(guān)聯(lián)的視圖)可以被可視化，并且來自一個(gè)或多個(gè)或全部平面的切片(如由(一個(gè)或多個(gè))被跟蹤的設(shè)備(例如，介入性醫(yī)療設(shè)備18的跟蹤元件44和/或超聲探頭16的跟蹤元件64)定義的)可以單獨(dú)顯示或作為一組顯示。還可以設(shè)想，不彼此以90度存在的掃描平面也可以由用戶定義和選擇。此外，用戶定義的掃描平面可以不是平面的，并且可以遵循彎曲的路徑。

本發(fā)明的另一方面通過減小沿y軸的掃描范圍(參見圖5a)提供圍繞所確定的感興趣區(qū)域(即，介入性醫(yī)療設(shè)備18的跟蹤元件44的位置周圍的區(qū)域)的三維成像體積的集中，從而減少了充分觀察包圍介入性醫(yī)療設(shè)備18的區(qū)域所需的三維超聲體積數(shù)據(jù)的量。換句話說，在初始的3d超聲體積數(shù)據(jù)掃描之后，對(duì)于中心在所確定的感興趣區(qū)域的后續(xù)3d超聲體積數(shù)據(jù)掃描，有源超聲換能器陣列66沿y軸的掃描范圍減小，即，集中到最感興趣的區(qū)域，從而減少掃描時(shí)間和充分表示感興趣的三維體積所需的數(shù)據(jù)的量。

具體而言，處理器電路24執(zhí)行程序指令以確定定義三維成像體積68的三維超聲體積數(shù)據(jù)中的感興趣區(qū)域。處理器電路24還執(zhí)行程序指令以減少超聲換能器機(jī)構(gòu)62的有源超聲換能器陣列66沿y軸的掃描范圍，用于從先前掃描的掃描范圍的感興趣區(qū)域獲取在所述感興趣區(qū)域的后續(xù)三維超聲體積數(shù)據(jù)，以便減少?gòu)南惹皰呙璧臄?shù)據(jù)獲取三維超聲體積數(shù)據(jù)的量。

參考圖12和13，作為本發(fā)明的另一方面，圖形用戶接口22的用戶控件96可以包括一個(gè)或多個(gè)切片選擇滑塊102，諸如冠狀滑塊102-1和矢狀滑塊102-2，以提供正在顯示的自動(dòng)或手動(dòng)選擇的二維超聲圖像切片的順序變化。

還參考圖5a，可以生成并組合多個(gè)(即，一系列)順序的二維超聲b掃描成像切片67并將其組合，以生成定義三維成像體積68的3d超聲體積數(shù)據(jù)。照此，基于介入性醫(yī)療設(shè)備18的跟蹤元件44和超聲探頭16的跟蹤元件64的位置的跟蹤，可以從包括特定感興趣區(qū)域(諸如介入性醫(yī)療設(shè)備18的遠(yuǎn)側(cè)尖端40)的3d超聲體積數(shù)據(jù)生成期望的成像平面上的期望的二維超聲圖像切片。期望的二維超聲圖像切片可以在與順序二維超聲成像切片67的原生b掃描成像平面的成像平面不同的成像平面中，當(dāng)其被組合時(shí)，形成定義三維成像體積的3d超聲體積數(shù)據(jù)68。

因此，如果期望，則切片選擇滑塊102允許用戶在一個(gè)或多個(gè)成像平面中的每一個(gè)中選擇切片，用于顯示，其中所選擇的二維超聲圖像切片可以與自動(dòng)或手動(dòng)選擇的二維超聲圖像切片相交或位于其任一側(cè)。切片選擇滑塊102被配置為提供從初始選擇的二維超聲圖像切片的順序并行變化，以手動(dòng)選擇平行于最初選擇的二維超聲圖像的第二二維超聲圖像切片，其中第二二維超聲圖像切片位于最初選擇的二維超聲圖像切片的任一側(cè)。

例如，圖12是在圖形用戶接口22處的圖示表示，其繪出了在矢狀切片位置270處延伸通過三維成像體積68中的一系列二維超聲圖像切片67的矢狀平面切片104的選擇。通過使用上下箭頭之一操縱矢狀滑塊102-2，可以選擇平行于矢狀切片位置270的矢狀切片位置271或其它位置1-269或272-560，以供顯示。同樣，圖13是繪出在冠狀切片位置150處延伸通過三維成像體積68中的一系列二維超聲圖像切片67的冠狀面切片106的選擇。通過使用上下箭頭之一操縱冠狀滑塊102-1，可以選擇冠狀切片位置151或其它位置1-149或152-560，以供顯示。

參考圖14，示出了描述生成作為三個(gè)正交超聲圖像的集合的3d超聲圖像的流程圖。

在步驟s300，為了將三維超聲圖像作為三個(gè)正交圖像的集合進(jìn)行渲染，超聲成像系統(tǒng)10被初始化，諸如設(shè)置處理器電路24和用于構(gòu)建3d模型的圖形用戶接口22。

在步驟s302，“while”定義到用于生成和更新所顯示的3d超聲圖像的連續(xù)循環(huán)的入口。

在步驟s304，基于如在圖8的步驟s106確定的超聲探頭16的位置來更新超聲(us)體積變換節(jié)點(diǎn)。具體而言，處理器電路24執(zhí)行移動(dòng)三維成像體積68的3d模型以匹配超聲探頭16的當(dāng)前位置的程序指令。

在步驟s306，使用從圖8的步驟s110計(jì)算出的偏移量(offset)，以及如圖9的步驟s204中所描述的3d圖像數(shù)據(jù)獲取，處理器電路24執(zhí)行程序指令，該程序指令從包括介入性醫(yī)療設(shè)備18的跟蹤元件44并進(jìn)而包括遠(yuǎn)側(cè)尖端40的c掃描數(shù)據(jù)切片中選擇二維超聲成像切片67(b掃描)。

在步驟s308，處理器電路24執(zhí)行程序指令，該程序指令生成在與匹配超聲探頭16的當(dāng)前位置的三維成像體積68相關(guān)聯(lián)的虛擬3d環(huán)境中表示三個(gè)正交圖像的3d顯示數(shù)據(jù)。處理器電路24將3d顯示數(shù)據(jù)發(fā)送到用戶接口22，用于在顯示屏幕28上作為三個(gè)正交圖像顯示，其包括介入性醫(yī)療設(shè)備18的跟蹤元件44并進(jìn)而包括遠(yuǎn)側(cè)尖端40。

其后，過程返回到步驟s302，“while”，以繼續(xù)更新所顯示的3d超聲圖像。

現(xiàn)在參考圖15a、15b、15c和16，下面描述一種面向患者的成像窗口模式。過去，在超聲顯示屏幕上渲染為“向上”的朝向遵循超聲探頭的朝向。但是，在本發(fā)明的這個(gè)方面中，不管超聲探頭的實(shí)際朝向如何，所顯示的超聲圖像的朝向?qū)τ诨颊叩某蚨际钦鎸?shí)的。

圖15a示出超聲探頭16的圖示，其采用患者腿部l的一部分的二維超聲成像切片67。為了比較，注意上部血管107-1和左下血管107-2相對(duì)于患者p的腿部l的朝向的位置和朝向。

圖15b是圖形用戶接口22的圖示，其具有繪出圖形用戶接口22的顯示屏幕28上面向患者的虛擬環(huán)境的面向患者的成像窗口108，其中所獲取的超聲圖像數(shù)據(jù)的位置和朝向在顯示屏幕上28被渲染為對(duì)應(yīng)于患者p的朝向，其中超聲圖像相對(duì)于患者p的位置被獲取的朝向和位置被指示并經(jīng)由虛擬環(huán)境的使用傳送給臨床醫(yī)生。具體而言，圖15b示出了圖形用戶接口22的圖示，圖形用戶接口22具有患者定向成像窗口108，其包括腿部l的圖像，該圖像被渲染為患者腿部l的實(shí)際圖像，或者作為計(jì)算機(jī)生成的虛擬渲染，并且包括超聲探頭16的虛擬渲染和由超聲探頭16生成的二維超聲成像切片67。還示出了包括計(jì)算機(jī)生成的虛擬渲染(即，圖形)的輔助成像窗口110，其包括患者p的身體的朝向以及up箭頭(該箭頭指示up相對(duì)于患者的朝向)。

還參考圖15c，由于超聲成像系統(tǒng)10知道超聲探頭16的朝向，如上所述，因此可以調(diào)節(jié)圖形用戶接口22的顯示屏幕28上超聲圖像的顯示，使得所獲取的二維超聲成像切片67的超聲圖像數(shù)據(jù)的垂直“頂部”67-1或者3d數(shù)據(jù)獲取中所獲取的體積數(shù)據(jù)的垂直頂部總是在顯示屏幕28上相對(duì)于患者p的位置被渲染為“up”，并且不管超聲探頭16相對(duì)于患者的實(shí)際朝向如何。換句話說，即使超聲探頭16的實(shí)際朝向相對(duì)于圖15b中所繪出的腿部l的位置改變，諸如超聲探頭16的頭部指向下方，圖形用戶接口22的顯示屏幕28上超聲圖像的朝向也維持，如圖15c中所繪出的。因此，如在顯示屏幕28中所看到的，所顯示的圖像的特征(諸如上部血管107-1和左下血管107-2)總是相對(duì)于患者以正確的朝向顯示。

相比而言，圖15d繪出了圖15a中生成的超聲圖像。如根據(jù)現(xiàn)有技術(shù)中將呈現(xiàn)的那樣，其中在顯示屏幕上渲染的所獲取的超聲圖像數(shù)據(jù)的朝向不對(duì)應(yīng)于患者的朝向。這是因?yàn)?，在現(xiàn)有技術(shù)中，在顯示屏幕上渲染圖像，其中超聲探頭的頭部位于顯示屏幕頂部的虛擬位置，并且顯示屏幕上的底部總是對(duì)應(yīng)于所生成的超聲圖像的遠(yuǎn)側(cè)范圍。更具體而言，對(duì)于如圖15a和15b中所繪出那樣定向的超聲探頭，現(xiàn)有技術(shù)被渲染的超聲圖像將如圖15d中所示的那樣在顯示屏幕上定位上部血管107-1和左下血管107-2d(即，從圖15c中所繪出的旋轉(zhuǎn)90度)，因此所顯示的圖像不再對(duì)應(yīng)于患者p的朝向。相反，如圖15d中所示，使用箭頭112指定真正的“向上”朝向，現(xiàn)有技術(shù)的超聲圖像實(shí)際上被渲染為在顯示屏幕上朝左。因而，在現(xiàn)有技術(shù)中，需要超聲技術(shù)人員在精神上將所顯示圖像的朝向與患者的實(shí)際朝向相關(guān)聯(lián)。

有利地，上面關(guān)于圖15a、15b和15c描述的本發(fā)明的面向患者的成像窗口方面生成虛擬環(huán)境，其幫助臨床醫(yī)生(包括沒有超聲成像經(jīng)驗(yàn)的人)成功地進(jìn)行圖像獲取。

更具體而言，圖16是與上面關(guān)于圖15a、15b和15c描述的與面向患者的成像窗口的生成相關(guān)聯(lián)的面向患者的成像窗口模式(即，虛擬環(huán)境成像模式)的流程圖。

在步驟s400，為了渲染3d超聲圖像，超聲成像系統(tǒng)10被初始化，諸如設(shè)置處理器電路24和用于構(gòu)建3d模型的圖形用戶接口22、初始化相機(jī)視頻數(shù)據(jù)傳送以及配置用于視頻的適當(dāng)?shù)幕颊哒彰鳌?/p>

在步驟402，“while”定義進(jìn)入連續(xù)循環(huán)的入口，用于生成和更新所顯示的面向患者的成像窗口108，如圖15b和15c中所繪出的。

在步驟s404，基于如圖8的步驟s106所確定的超聲探頭16的位置來更新超聲(us)體積變換節(jié)點(diǎn)。具體而言，處理器電路24執(zhí)行程序指令，該程序指令移動(dòng)三維成像體積68(參見圖5a)的3d模型，以匹配超聲探頭16的當(dāng)前位置。

在步驟s406，基于來自圖8的步驟s110的計(jì)算出的偏移量(offset)來更新超聲(us)圖像變換節(jié)點(diǎn)。具體而言，處理器電路24執(zhí)行程序指令，該程序指令通過移動(dòng)三維超聲成像數(shù)據(jù)的3d模型以匹配從超聲探頭16獲取的當(dāng)前二維超聲成像切片67(b掃描)來更新超聲圖像變換節(jié)點(diǎn)。

在步驟408，基于如圖9的步驟s204所述的2d和/或3d圖像數(shù)據(jù)獲取，處理器電路24執(zhí)行程序指令，該程序指令在面向患者的成像窗口108中的3d環(huán)境中顯示二維超聲成像切片67(b掃描)，使得二維超聲成像切片67的所獲取的超聲圖像數(shù)據(jù)的垂直“頂部”67-1或3d數(shù)據(jù)獲取中所獲取的體積數(shù)據(jù)的垂直頂部總是在顯示屏幕28上相對(duì)于患者的位置被渲染為“向上”，并且不管超聲探頭16相對(duì)于患者的實(shí)際朝向如何。

其后，過程返回到步驟402，“while”，以繼續(xù)更新面向患者的成像窗口108。

作為附加方面，由于可以使用公式1和2來計(jì)算超聲探頭16與介入性醫(yī)療設(shè)備18之間的偏移距離(z軸)(參見上面討論的步驟s108和s110)，因此這個(gè)偏移量或深度信息還可以被用來近實(shí)時(shí)地動(dòng)態(tài)控制一些超聲成像設(shè)置，如下面所識(shí)別的。這允許系統(tǒng)優(yōu)化圖像質(zhì)量設(shè)置，使得在顯示屏幕28上向用戶顯示介入性醫(yī)療設(shè)備18的最佳圖像。因?yàn)殡x超聲探頭16的z軸偏移可以計(jì)算而可以被動(dòng)態(tài)控制的超聲成像設(shè)置可以包括：

1)超聲聚焦；使得在包含介入性醫(yī)療設(shè)備18的深度處優(yōu)化側(cè)向分辨率。使用超聲探頭16與介入性醫(yī)療設(shè)備18之間的z軸偏移，可以將焦點(diǎn)自動(dòng)調(diào)節(jié)到包含介入性醫(yī)療設(shè)備18的深度。

2)深度設(shè)置；因?yàn)殡x超聲探頭16的z軸偏移可以被計(jì)算，所以深度設(shè)置可以被動(dòng)態(tài)控制，使得成像深度被自動(dòng)調(diào)節(jié)，以匹配介入性醫(yī)療設(shè)備18的深度。

3)縮放；因?yàn)殡x超聲探頭16的z軸偏移可以被計(jì)算，所以成像窗口可以被“縮放”，使得感興趣區(qū)域的更大視圖可以自動(dòng)顯示給用戶。

4)多普勒流量窗口；因?yàn)榭梢杂?jì)算出與超聲波探頭16的z軸偏移，所以多普勒流量計(jì)算窗口可以將目標(biāo)定為僅包括包含介入性醫(yī)療設(shè)備18的感興趣區(qū)域。

根據(jù)本發(fā)明的另一方面，再次參考圖1，由于超聲探頭16的位置在檢測(cè)體積38內(nèi)是已知的，因此從檢測(cè)體積38內(nèi)不同點(diǎn)獲取的多個(gè)2d超聲(例如b模式)圖像切片可以被集成到圖像的更大體積堆疊中。然后可以將這些圖像組合，以顯示表示在不同時(shí)段取得的多個(gè)2d超聲圖像切片的復(fù)合物的超聲圖像。例如，如果介入性醫(yī)療設(shè)備18的超聲探頭16和遠(yuǎn)端尖端40的位置是已知的，則可以采取以下步驟來提取超過一個(gè)2d超聲圖像的長(zhǎng)度的擴(kuò)展圖像：當(dāng)介入性醫(yī)療設(shè)備18前進(jìn)通過脈管系統(tǒng)管腔時(shí)，以從介入性醫(yī)療設(shè)備18的遠(yuǎn)側(cè)末端40的預(yù)選半徑收集球形量的數(shù)據(jù)；當(dāng)介入性醫(yī)療設(shè)備18前進(jìn)通過脈管系統(tǒng)管腔時(shí)，將對(duì)應(yīng)于球形量的數(shù)據(jù)的徑向數(shù)據(jù)集存儲(chǔ)到存儲(chǔ)器24-2；以及，從所存儲(chǔ)的徑向數(shù)據(jù)集，構(gòu)建產(chǎn)生沿著介入性醫(yī)療設(shè)備18的長(zhǎng)度存在的虛擬掃描平面的虛擬掃描平面。

參考圖17和18的實(shí)施例，描述了實(shí)現(xiàn)介入性醫(yī)療設(shè)備對(duì)準(zhǔn)模式的方法，其中超聲成像系統(tǒng)10被配置為自動(dòng)地確定、渲染并顯示與介入性醫(yī)療設(shè)備18的遠(yuǎn)端部分42的縱軸18-1對(duì)準(zhǔn)的一個(gè)或多個(gè)合成的掃描平面。介入性醫(yī)療設(shè)備18的軸18-1將基于關(guān)于在介入性醫(yī)療設(shè)備18的遠(yuǎn)端部分42處跟蹤元件44的位置的信息來確定。

參考圖17，示出了具有顯示在屏幕28上的三維(3d)超聲圖像120和用戶控件122的圖形用戶接口22。3d超聲圖像120包括腿部l以及具有血管分支bv-1和bv-2的血管bv的圖像。如上所述，可以生成并組合多個(gè)(即，一系列)順序的二維超聲切片，以生成定義3d成像體積的3d超聲體積數(shù)據(jù)。

使用從超聲探頭16獲取的3d超聲體積數(shù)據(jù)，超聲成像系統(tǒng)10將執(zhí)行程序指令以自動(dòng)生成用于渲染和顯示的合成的掃描平面，諸如冠狀平面124、矢狀平面126和軸向平面。冠狀平面124和矢狀平面126中的每一個(gè)具有對(duì)應(yīng)于介入性醫(yī)療設(shè)備18的軸18-1的縱向范圍的方向的縱向范圍。冠狀平面124和矢狀平面126中的至少一個(gè)將包括至少介入性醫(yī)療設(shè)備18的遠(yuǎn)端部分42的縱向視圖和血管bv的縱向橫截面。

沿著介入性醫(yī)療設(shè)備18的長(zhǎng)度向軸18-1觀看軸向平面128。軸向平面128可以與冠狀平面124和矢狀平面126正交，并且可以被定位成與介入性醫(yī)療設(shè)備18正交交叉，以便繪出介入性醫(yī)療設(shè)備18和血管bv的橫向橫截面。

具體而言，超聲成像系統(tǒng)10的處理器電路24執(zhí)行程序指令以在3d超聲圖像120的3d超聲體積數(shù)據(jù)中識(shí)別與期望的合成平面朝向相關(guān)聯(lián)的圖像數(shù)據(jù)。自動(dòng)生成的合成平面可以通過3d超聲體積數(shù)據(jù)中的多個(gè)二維(2d)圖像數(shù)據(jù)切片。一旦識(shí)別出與3d超聲體積數(shù)據(jù)內(nèi)的期望的合成平面朝向關(guān)聯(lián)的圖像數(shù)據(jù)，與介入性醫(yī)療設(shè)備18的遠(yuǎn)端部分42的軸線18-1相關(guān)聯(lián)的合成掃描平面就可以在圖形用戶接口22的顯示屏幕28上在所生成的3d超聲圖像120內(nèi)被渲染和顯示，如在圖17中作為冠狀視圖124-1、矢狀視圖126-1和軸向視圖128-1所繪出的。對(duì)應(yīng)于自動(dòng)生成的合成平面的附加視圖124-1、126-1、128-1可以被單獨(dú)顯示或作為一組顯示，并且允許進(jìn)一步檢查底層的解剖結(jié)構(gòu)，除此之外通常是經(jīng)由熒光透視獲得的解剖結(jié)構(gòu)，這進(jìn)而可以導(dǎo)致改善的臨床結(jié)果。預(yù)期如果期望，則掃描平面可以以彼此除90度之外的其它方向存在。

圖形用戶接口22的用戶控件122可以包括一個(gè)或多個(gè)切片選擇滑塊130，諸如冠狀滑塊130-1、矢狀滑塊130-2和軸向滑塊130-3，以提供從顯示的自動(dòng)生成的(一個(gè)或多個(gè))二維合成超聲圖像切片開始的順序變化。更具體而言，切片選擇滑塊130被配置為提供從最初自動(dòng)生成的二維超聲圖像切片開始的順序平行變化，如上面關(guān)于圖11-13所討論，以手動(dòng)選擇平行于最初自動(dòng)生成的二維超聲圖像的第二二維超聲圖像切片，其中第二二維超聲圖像切片位于最初合成生成的二維超聲圖像切片(平面)的任一側(cè)上。

參考圖18，示出了描述實(shí)現(xiàn)與圖17的描繪相關(guān)聯(lián)的介入性醫(yī)療設(shè)備對(duì)準(zhǔn)模式的方法的流程圖。圖18的方法中的每個(gè)步驟(即，動(dòng)作)可以被實(shí)現(xiàn)為由處理器電路24執(zhí)行的程序指令。

在步驟s500，獲取對(duì)應(yīng)于3d檢測(cè)體積38中的三維(3d)成像體積68(例如，3d超聲探頭體積)的3d體積數(shù)據(jù)集(參見圖1、5a和5b)?；叵胍幌盗许樞虻亩S超聲b掃描成像切片67被生成并組合，以生成定義三維成像體積68的3d超聲體積數(shù)據(jù)?？梢匀鐖D8的步驟s100中那樣執(zhí)行獲取，其中，為了將3d超聲圖像作為三個(gè)正交圖像的集合來渲染，超聲成像系統(tǒng)10被初始化，諸如為了構(gòu)建3d模型而設(shè)置處理器電路24和圖形用戶接口22。

在步驟s502，相對(duì)于3d檢測(cè)體積38(即，3d世界空間)，獲取超聲探頭16的位置(例如，四個(gè)自由軸，x、y、z和旋轉(zhuǎn))。這可以如圖8的步驟s106中那樣獲取，其中超聲探頭16的跟蹤元件64的當(dāng)前位置是相對(duì)于由em場(chǎng)發(fā)生器12(也參見圖1)定義的3d檢測(cè)體積38來確定的。

在步驟s504，相對(duì)于3d檢測(cè)體積38(即，3d世界空間)，獲取介入性醫(yī)療設(shè)備18的位置(例如，四個(gè)自由軸，x、y、z和旋轉(zhuǎn))。這可以如圖8的步驟s104中那樣獲取，其中介入性醫(yī)療設(shè)備18的跟蹤元件44的當(dāng)前位置是相對(duì)于由em場(chǎng)發(fā)生器12(也參見圖1)定義的3d檢測(cè)體積38來確定的。

在連續(xù)循環(huán)中執(zhí)行步驟s502和s504，以生成和更新所顯示的3d超聲圖像。

在步驟s506，相對(duì)于超聲探頭16的3d成像體積68(即，超聲探頭體積)確定介入性醫(yī)療設(shè)備18的位置(例如，四個(gè)自由軸，x、y、z和旋轉(zhuǎn))。這可以通過相對(duì)于3d檢測(cè)體積38計(jì)算用于3d成像體積68的世界到本地變換矩陣、然后將本地變換矩陣乘以介入性設(shè)備變換矩陣來執(zhí)行。結(jié)果是介入性醫(yī)療設(shè)備18相對(duì)于3d成像體積68的零位置的本地位置。

在步驟s508，確定與介入性的縱軸相交的介入性醫(yī)療設(shè)備對(duì)準(zhǔn)平面。介入性醫(yī)療設(shè)備對(duì)準(zhǔn)平面可以是例如圖17中所繪出的矢狀平面126，也可以從其確定冠面和軸向平面128。介入性醫(yī)療設(shè)備對(duì)準(zhǔn)平面可以被定義為在介入性醫(yī)療設(shè)備18的縱軸18-1與垂直單位向量的交叉積的方向上具有法線。這被描述為其中是平面的法線，是介入性醫(yī)療設(shè)備18的軸18-1，并且是超聲探頭體積(例如，3d成像體積68)的垂直單位向量。需要附加的坐標(biāo)d來描述介入性醫(yī)療設(shè)備對(duì)準(zhǔn)平面相對(duì)于超聲探頭體積原點(diǎn)的偏移。于是，描述該平面的向量為：

在步驟s510，從3d成像體積中提取紋理切片，用于對(duì)應(yīng)的介入性醫(yī)療設(shè)備對(duì)準(zhǔn)平面的定向和旋轉(zhuǎn)朝向。如本文所使用的，術(shù)語“紋理切片”是合成生成的超聲成像切片，其可以穿過定義三維成像體積68的多個(gè)b掃描成像切片。例如，紋理切片提取可以通過計(jì)算用于介入性醫(yī)療設(shè)備對(duì)準(zhǔn)平面的位置和旋轉(zhuǎn)變換、規(guī)格化位置和旋轉(zhuǎn)變換，以及將規(guī)格化的變換應(yīng)用于3d紋理來實(shí)現(xiàn)，其中是經(jīng)變換的3d紋理坐標(biāo)向量，m是變換矩陣，并且是未變換的3d紋理坐標(biāo)。

在步驟s512，在步驟s510生成的紋理切片被映射到介入性醫(yī)療設(shè)備對(duì)準(zhǔn)平面上。換句話說，紋理切片的紋理坐標(biāo)被映射到超聲探頭體積(例如，3d成像體積68)內(nèi)介入性醫(yī)療設(shè)備對(duì)準(zhǔn)平面的坐標(biāo)。

在步驟s514，超聲探頭體積(例如，3d成像體積68)內(nèi)的介入性醫(yī)療設(shè)備對(duì)準(zhǔn)平面(例如，矢狀平面126)被渲染為3d超聲圖像120，并在圖形用戶接口22的顯示屏幕28上顯示，如圖17中所繪出的。如上所述，3d超聲圖像120(包括介入性醫(yī)療設(shè)備18)相對(duì)于介入性醫(yī)療設(shè)備對(duì)準(zhǔn)的合成掃描平面(諸如冠狀平面124、矢狀平面126和軸向平面128)的視圖在探頭體積(例如，3d成像體積68)中自動(dòng)生成，用于在圖形用戶接口22的顯示屏幕28渲染和顯示。

超聲探頭16和介入性醫(yī)療設(shè)備18相對(duì)于3d檢測(cè)體積38(也參見圖1)的相應(yīng)定位(即，位置和旋轉(zhuǎn))可以通過重復(fù)步驟s500至s514被動(dòng)態(tài)且持續(xù)地更新。

因此，在圖17和18的實(shí)施例中，有利地，超聲成像系統(tǒng)10自動(dòng)生成一個(gè)或多個(gè)合成掃描平面并且渲染包含血管內(nèi)設(shè)備(即，介入性醫(yī)療設(shè)備18)的一個(gè)或多個(gè)視圖。這種自動(dòng)確定目標(biāo)的超聲圖像可有助于血管療法規(guī)程中超聲的利用，使得減少或消除熒光透視的使用。

參考圖19、20a和20b，關(guān)于本文所述的實(shí)施例，可選地，可以提供分段模式，其中對(duì)應(yīng)于檢測(cè)體積38的部分的3d超聲體積數(shù)據(jù)的多個(gè)集合可以由超聲探頭16生成并存儲(chǔ)在存儲(chǔ)器24-2中，如上所述。當(dāng)介入性醫(yī)療設(shè)備18橫穿三維成像體積68的脈管系統(tǒng)(例如，血管bv)時(shí)，用戶可以操作圖形用戶接口22，以將參考位置(即，種子點(diǎn))存儲(chǔ)在存儲(chǔ)器24-2中三維成像體積68內(nèi)的脈管系統(tǒng)68的一個(gè)或多個(gè)特定的感興趣區(qū)域中的每一個(gè)處，以便促進(jìn)快速且準(zhǔn)確地返回到檢測(cè)體積38內(nèi)的脈管系統(tǒng)bv內(nèi)的標(biāo)記位置。在本實(shí)施例中，參考圖19，與血管分支bv-1相關(guān)聯(lián)的種子點(diǎn)被指定為132-1、132-2、132-3、132-4和132-5，并且與血管分支bv-2相關(guān)聯(lián)的種子點(diǎn)被指定作為133-1、133-2、133-3、133-4、133-5和133-6，并且在顯示屏幕28上以圖形方式被表示為表示血管分支bv-1和bv-2的脈管系統(tǒng)管的邊緣的圓形(橢圓形)特征。

如圖19中所示，顯示器包括3d超聲圖像部分134(對(duì)應(yīng)于三維超聲圖像94)和虛擬圖像部分136。通過識(shí)別對(duì)比度(諸如不同的顏色，例如紅色(按慣例示為平行的垂直線))，虛擬圖像部分136與顯示屏幕28上的3d超聲圖像部分134區(qū)分開。有利地，虛擬圖像部分136繪出了沒有周圍組織結(jié)構(gòu)的對(duì)應(yīng)血管結(jié)構(gòu)。

在本示例中，虛擬圖像部分136包括對(duì)應(yīng)于血管分支bv-1的3d分段模型136-1和對(duì)應(yīng)于血管分支bv-2的3d分段模型136-2。照此，在圖19的示例中，從分別被識(shí)別為虛擬圖像片段138-1、138-2、138-3、138-4和138-5的多個(gè)連接的虛擬圖像片段渲染3d分段模型136-1。從分別被識(shí)別為虛擬圖像片段139-1、139-2、139-3、139-4、139-5和139-6的多個(gè)連接的虛擬圖像片段渲染3d分段模型136-2。如本文所使用的，術(shù)語“虛擬圖像片段”是指從參考點(diǎn)延伸到終點(diǎn)，(諸如在一對(duì)相鄰種子點(diǎn)之間或者在預(yù)定數(shù)量的連續(xù)2d超聲圖像的范圍(例如，包括30個(gè)連續(xù)的2d超聲圖像的范圍)內(nèi))延伸的外推部分。

例如，如圖19的示例中所示，虛擬圖像片段138-1位于種子點(diǎn)132-1和132-2之間，虛擬圖像片段138-2位于種子點(diǎn)132-2和132-3之間，等等。類似地，虛擬圖像片段139-1位于種子點(diǎn)133-1和133-2之間，虛擬圖像片段139-2位于種子點(diǎn)133-2和133-3之間，等等。

因此，如圖19中所示，并且根據(jù)本發(fā)明的該方面，可以從由超聲探頭16獲取的2d超聲(例如，b模式)圖像的集合中提取底層脈管系統(tǒng)的3d渲染，并且3d脈管系統(tǒng)的虛擬表示可以連同其它2d顯示數(shù)據(jù)一起在顯示屏幕28上顯示。因此，這個(gè)虛擬表示充當(dāng)脈管系統(tǒng)的3d虛擬圖，以進(jìn)一步關(guān)于未經(jīng)由特定2d超聲切片顯示的血管、分叉和其它相鄰解剖結(jié)構(gòu)的位置來定位用戶。

圖20a和20b形成了根據(jù)本發(fā)明一方面的、用于實(shí)現(xiàn)2d虛擬圖像分段的分段方法的流程圖，該方法可以被用來在生成作為脈管系統(tǒng)的虛擬表示的3d分段模型時(shí)實(shí)現(xiàn)分段模式。除非另有說明，否則圖20a和20b的方法的每個(gè)步驟(即，動(dòng)作)可以被實(shí)現(xiàn)為由處理器電路24執(zhí)行的程序指令。

在步驟s600，經(jīng)由超聲探頭16的掃描，獲取3d超聲數(shù)據(jù)的3d體積，其包括用于該3d體積內(nèi)每個(gè)2d超聲圖像(即，切片)的位置的元數(shù)據(jù)，以形成3d數(shù)據(jù)集。

在步驟s602，在3d數(shù)據(jù)集內(nèi)以預(yù)定的逐步增量，在顯示屏幕28上向用戶顯示2d超聲圖像，用戶可從該超聲圖像中選擇脈管系統(tǒng)的感興趣的管腔，作為分段的基礎(chǔ)。作為次要方法，脈管系統(tǒng)的候選管腔內(nèi)的多普勒流量的存在可以被用來選擇圖像上用于指定被管腔內(nèi)空間的區(qū)域。

在步驟s604，用戶在顯示的2d超聲圖像上選擇脈管系統(tǒng)的感興趣的開放管腔。開放管腔的用戶選擇可以經(jīng)由圖形用戶接口22(例如，經(jīng)由觸摸屏顯示器26、經(jīng)由顯示屏幕28上的光標(biāo)或者用來指示所顯示的2d超聲圖像上的位置的其它方法)來實(shí)現(xiàn)。

在步驟s606，用戶選擇與脈管系統(tǒng)(例如，bv-1)相關(guān)聯(lián)的起點(diǎn)(例如，先前存儲(chǔ)的管腔內(nèi)種子點(diǎn))作為開始虛擬圖像分段的點(diǎn)。起始種子點(diǎn)可以是例如先前用戶定義的種子點(diǎn)中的種子點(diǎn)132-1(參見圖19)。用戶選擇可以經(jīng)由圖形用戶接口22(諸如經(jīng)由觸摸屏顯示器26、經(jīng)由顯示屏幕28上的光標(biāo)等)來實(shí)現(xiàn)。

在步驟s608，調(diào)用諸如邊緣檢測(cè)算法的分段算法，以進(jìn)一步擴(kuò)展并指定當(dāng)前2d超聲圖像切片的感興趣的開放管腔的完整管腔區(qū)域。在初始通程中，將相對(duì)于當(dāng)前2d超聲圖像切片的起始種子點(diǎn)調(diào)用分段算法。其后，將相對(duì)于下一個(gè)相鄰2d超聲圖像切片的所選擇的開放管腔調(diào)用分段算法。

在步驟s609，確定這是否是來自當(dāng)前種子點(diǎn)的第一次迭代。如果不是，則過程前進(jìn)到步驟s614。

但是，如果步驟s609的確定為“是”，則過程前進(jìn)到步驟s610。

在步驟s610，然后在顯示屏幕28上向用戶顯示當(dāng)前2d超聲圖像的感興趣的開放管腔的完整管腔區(qū)域。

在步驟s612，如果用戶在圖形用戶接口22指定正在被顯示的感興趣的開放管腔的完整管腔區(qū)域不準(zhǔn)確(決定為“否”)，則過程返回到步驟s606，以重新選擇起始種子點(diǎn)，或者可替代地，該過程可以結(jié)束。

在步驟s612，如果用戶在圖形用戶接口22指定正在被顯示的感興趣的開放管腔的完整管腔區(qū)域是準(zhǔn)確的(決定為“是”)，則過程前進(jìn)到步驟s614。

在步驟s614，與開放管腔的完整管腔區(qū)域相關(guān)聯(lián)的數(shù)據(jù)被保存到存儲(chǔ)器24-2。

在步驟s616，然后計(jì)算當(dāng)前2d超聲圖像切片的完整管腔區(qū)域的中心點(diǎn)，諸如通過使用2d均方計(jì)算。

在步驟s618，然后將中心點(diǎn)投影到2d超聲圖像的集合的相鄰2d超聲圖像切片上。在本語境中，術(shù)語“相鄰”是指彼此順序相鄰的兩個(gè)2d超聲圖像。

在步驟s620，確定是否已經(jīng)到達(dá)下一個(gè)用戶選擇的種子點(diǎn)(例如，如從種子點(diǎn)132-1(參見圖19)接近的種子點(diǎn)132-2)。

如果s620的結(jié)果為“否”，則過程前進(jìn)到步驟s622。

在步驟s622，然后將相鄰2d超聲圖像切片接合，即，拼接在一起，以渲染半透明3d分段模型，例如，在這個(gè)階段，在圖19中繪出的3d分段模型136-1的一部分在。

在步驟s624，在顯示屏幕28上的3d場(chǎng)景圖中持續(xù)地顯示3d分段模型的當(dāng)前渲染被，如圖19中所示。然后，該過程返回到步驟s608，并且重復(fù)步驟s608-s118。

如果步驟s620的結(jié)果為“是”，即，已經(jīng)到達(dá)下一個(gè)種子點(diǎn)，例如種子點(diǎn)132-2(參見圖19)，則當(dāng)前虛擬圖像片段(例如，虛擬圖像片段138-1)已經(jīng)完成，并且過程和前進(jìn)到步驟s626。

在步驟s626，確定是否期望生成另一個(gè)虛擬圖像片段。步驟s626可以是該過程中的用戶介入點(diǎn)，其中該過程在圖形用戶接口22上等待用戶輸入的確定，或者可替代地，可以是由程序邏輯基于用戶在圖形用戶接口22做出的預(yù)定選擇而做出的決定(例如，用戶選擇將形成3d分段模型的虛擬圖像片段的數(shù)量)。

如果確定為“是”，則過程返回到步驟s608，以開始組裝下一個(gè)虛擬圖像片段，例如虛擬圖像段138-2，用于被渲染為3d分段模型，該模型在過程每次迭代時(shí)動(dòng)態(tài)擴(kuò)展，并且其可以一直持續(xù)到圖19中所繪出的3d分段模型136-1的整體完成.

但是，如果步驟s626的確定為“否”，則期望的3d分段模型的分段和動(dòng)態(tài)形成完成，并且過程結(jié)束。但是，應(yīng)當(dāng)理解，可以重復(fù)上述過程，以渲染和顯示也在圖19中繪出的3d分段模型136-2。

因此，基于上述，應(yīng)當(dāng)理解，每個(gè)3d分段模型可以由至少一個(gè)虛擬圖像片段(例如，虛擬圖像片段138-1)組成，并且可以包括多個(gè)虛擬圖像片段(例如，虛擬圖像片段138-1、138-2、138-3、138-4等)。

而且，如果期望，則平分血管系統(tǒng)的2d超聲圖像(即，圖像切片)也可以在這個(gè)3d用戶環(huán)境內(nèi)向用戶渲染并顯示。另外，可以向用戶渲染并顯示附加的超聲平面(諸如冠狀平面)。

作為另一個(gè)替代方案，不是使用順序種子點(diǎn)作為虛擬圖像片段的起點(diǎn)和終點(diǎn)，而是應(yīng)當(dāng)理解，上述過程可以指定將構(gòu)成虛擬圖像片段的2d超聲圖像片段的數(shù)量，例如25-50個(gè)切片，并且針對(duì)所選擇數(shù)量的2d超聲圖像切片重復(fù)上述過程。

在上述每個(gè)實(shí)施例中，基于磁跟蹤執(zhí)行切片選擇/定位。但是，預(yù)期其它跟蹤方法可以根據(jù)本發(fā)明被使用。

例如，參考圖21，在另一個(gè)實(shí)現(xiàn)中，可以在超聲圖像切片選擇/定位中使用多普勒?qǐng)D像定位。圖21繪出了在19k赫茲至2m赫茲的頻率范圍內(nèi)接收高頻源信號(hào)142的lrc組織模型140，該模型將組織表示為電感器(l)、電阻器(r)、電容器(c)電路。在這個(gè)實(shí)施例中，系統(tǒng)檢測(cè)由于流體的運(yùn)動(dòng)(例如，血液)或由于周圍組織的運(yùn)動(dòng)超聲返回信號(hào)144中產(chǎn)生的多普勒移位，其中周圍組織由于例如20.5k赫茲的bard導(dǎo)管治療頻率而共振。超聲波返回信號(hào)144不僅包括高頻波146，而且還將包括分散的較低頻波148。雖然crosser導(dǎo)管以比通?？梢越?jīng)由多普勒檢測(cè)的頻率更高的頻率共振，但是據(jù)信周圍的組織對(duì)傳播波產(chǎn)生阻尼和疊加效應(yīng)，這產(chǎn)生了經(jīng)由超聲被登記為多普勒移位的較低頻波148。這個(gè)多普勒信號(hào)可以被檢測(cè)并被用來僅顯示包含多普勒運(yùn)動(dòng)的相關(guān)切片。

根據(jù)上述，使用具有用于成像患者體內(nèi)的感興趣區(qū)域的超聲探頭16和顯示屏幕28的超聲成像系統(tǒng)的方法包括以下步驟：操作超聲探頭16，以從多個(gè)單獨(dú)的2d超聲圖像切片生成3d圖像體積；檢測(cè)由于周圍組織的運(yùn)動(dòng)而在超聲回波信號(hào)中產(chǎn)生的多普勒移位，其中周圍組織由于定位在患者體內(nèi)的振動(dòng)源(例如，諸如bardcrosser導(dǎo)管治療頻率)而共振；選擇多個(gè)單獨(dú)的2d超聲圖像切片中包含多普勒移位的2d超聲圖像切片，所選擇的2d超聲圖像切片提供振動(dòng)源和周圍組織的可視化；以及在顯示屏幕28上顯示所選擇的2d超聲圖像切片。每個(gè)步驟可以被實(shí)現(xiàn)為由處理器電路24執(zhí)行的程序指令。

參考圖22，在另一個(gè)實(shí)現(xiàn)中，利用圖22中表示為圖像序列(t)、圖像序列(t+1)、...圖像序列(t+n)的3d超聲數(shù)據(jù)集150的比較，運(yùn)動(dòng)圖像定位可以在超聲2d超聲圖像切片選擇/定位中使用，其中t是時(shí)間并且n是序列中的最后時(shí)間偏移量。因?yàn)槌曄到y(tǒng)可以從皮膚上的固定位置獲取3d超聲數(shù)據(jù)集150的序列，所以可以在方框152在時(shí)空域中比較3d超聲數(shù)據(jù)集150，并使用結(jié)合時(shí)空移位或本地振幅變化的多個(gè)運(yùn)動(dòng)檢測(cè)算法計(jì)算中的任何一個(gè)對(duì)于運(yùn)動(dòng)進(jìn)行過濾。方框154處的計(jì)算結(jié)果是最大移位位置的矩陣。在方框156，最大移位位置的矩陣可以被用來計(jì)算與超聲傳感器下的(x，y，z)坐標(biāo)相關(guān)聯(lián)的數(shù)據(jù)集的運(yùn)動(dòng)似然指標(biāo)。一旦會(huì)聚，這個(gè)坐標(biāo)隨后就可以被用來選擇包含這個(gè)坐標(biāo)的相關(guān)2d超聲圖像切片。運(yùn)動(dòng)圖像定位還可以包括最后已知的位置播種，以加速運(yùn)動(dòng)檢測(cè)。

根據(jù)上述，使用具有用于成像患者體內(nèi)感興趣區(qū)域的超聲探頭16和顯示屏幕28的超聲成像系統(tǒng)的方法包括以下步驟：操作超聲探頭16，以從相對(duì)于患者的固定位置獲取3d數(shù)據(jù)集的序列，每個(gè)3d數(shù)據(jù)集表示相同的3d圖像體積，3d圖像體積由多個(gè)單獨(dú)的2d超聲圖像切片形成；使用運(yùn)動(dòng)過濾器算法在時(shí)空域中處理3d數(shù)據(jù)集的序列，以識(shí)別3d圖像體積內(nèi)運(yùn)動(dòng)的位置的笛卡爾坐標(biāo)；選擇多個(gè)單獨(dú)的2d超聲圖像切片中包含所述運(yùn)動(dòng)的位置的笛卡爾坐標(biāo)的2d超聲圖像切片；以及在顯示屏幕上顯示所選擇的2d超聲圖像切片。每個(gè)步驟可以被實(shí)現(xiàn)為由處理器電路24執(zhí)行的程序指令。

在上述實(shí)施例中，使用具有單個(gè)換能器陣列的超聲探頭16執(zhí)行超聲掃描。但是，參考圖23和24，作為單換能器掃描機(jī)構(gòu)的替代方案，并且根據(jù)本發(fā)明的另一方面，提供了配置有多個(gè)機(jī)電掃描的一維(例如，線性)超聲換能器陣列的超聲探頭160。預(yù)期在上述實(shí)施例中，超聲探頭160可以代替超聲探頭16。

參考圖23和24，超聲探頭160被配置為定義3d成像體積162。超聲探頭160包括外殼160-1和掃描孔160-2。與3d成像體積162相關(guān)聯(lián)的3d成像數(shù)據(jù)是使用多個(gè)(例如，兩個(gè))機(jī)電掃描的一維超聲換能器陣列獲取的，這些陣列被單獨(dú)地識(shí)別為容納在外殼160-1中的一維超聲換能器陣列164-1和一維超聲換能器陣列164-2。

在本實(shí)施例中，對(duì)于整個(gè)3d成像體積162，一維超聲換能器陣列164-1的掃描范圍將定義第一3d成像體積部分162-1，并且一維超聲換能器陣列164-2的掃描范圍將定義第二3d成像體積部分162-2。如上面所討論的，一維超聲換能器陣列164-1和一維超聲波換能器陣列164-2中的每一個(gè)可以如上文關(guān)于圖b中繪出的一維超聲波換能器陣列70所描述的那樣配置。

在圖24所繪出的配置中，一維超聲換能器陣列164-1和一維超聲波換能器陣列164-2是獨(dú)立且平行的線性超聲換能器陣列，這些陣列可以使用機(jī)電驅(qū)動(dòng)單元166被單獨(dú)地或同時(shí)機(jī)電掃描。機(jī)電驅(qū)動(dòng)單元166包括經(jīng)由有線電纜連接電耦合到電子控制電路172的兩個(gè)專用機(jī)電驅(qū)動(dòng)器168、170。

機(jī)電驅(qū)動(dòng)器168包括電氣并通信耦合到電子控制電路172的電機(jī)168-1。電機(jī)168-1(諸如步進(jìn)電機(jī))具有耦合到懸臂168-2的近端的軸。懸臂168-2的遠(yuǎn)端連接到一維超聲換能器陣列164-1的一端。第二懸臂168-3的遠(yuǎn)端連接到一維超聲換能器陣列164-1的相對(duì)端。懸臂168-3的近端可旋轉(zhuǎn)地聯(lián)接到樞轉(zhuǎn)銷168-4。樞轉(zhuǎn)銷168-4在樞轉(zhuǎn)軸168-5上與電機(jī)168-1的軸軸向?qū)?zhǔn)。

機(jī)電驅(qū)動(dòng)器170包括電氣并通信耦合到電子控制電路172的電機(jī)170-1。電機(jī)170-1(諸如步進(jìn)電機(jī))具有耦合到懸臂170-2的近端的軸。懸臂170-2的遠(yuǎn)端連接到一維超聲換能器陣列164-2的一端。第二懸臂170-3的遠(yuǎn)端連接到一維超聲換能器陣列164-2的相對(duì)端。懸臂170-3的近端可旋轉(zhuǎn)地耦合到樞轉(zhuǎn)銷170-4。樞轉(zhuǎn)銷170-4在樞轉(zhuǎn)軸170-5上與電機(jī)170-1的軸軸向?qū)?zhǔn)。

一維超聲換能器陣列164-1和一維超聲換能器陣列164-2中的一個(gè)或兩者可以由相應(yīng)的機(jī)電驅(qū)動(dòng)器168、170從一側(cè)到另一側(cè)機(jī)電地掃描，以便獲取對(duì)應(yīng)于圖23中所示的3d成像體積162的三維數(shù)據(jù)集。而且，機(jī)電驅(qū)動(dòng)器168、170中的每一個(gè)的驅(qū)動(dòng)范圍是可調(diào)節(jié)的，例如，通過改變相應(yīng)電機(jī)168-1、170-1的軸旋轉(zhuǎn)的量和旋轉(zhuǎn)朝向，以提供期望的3d掃描區(qū)域，以產(chǎn)生期望的3d超聲數(shù)據(jù)集。一維超聲波換能器陣列164-1和一維超聲波換能器陣列164-2中的每一個(gè)被縱向地配置，因此尋呼運(yùn)動(dòng)減少，并且超聲探頭160可以自動(dòng)產(chǎn)生在探頭下方定向并延伸(run)超聲探頭160的長(zhǎng)度的血管的矢狀切片。

參考圖25a、25b、26a、26b，超聲探頭160被配置為在獲取3d數(shù)據(jù)集時(shí)產(chǎn)生多個(gè)掃描模式。大掃描模式可以獲取覆蓋超聲探頭下方整個(gè)區(qū)域的3d數(shù)據(jù)集，并可以被用于一般掃描。

例如，圖25a繪出了兩個(gè)一維超聲換能器陣列164-1、164-2的示例性掃描模式，以獲取覆蓋超聲探頭160下方整個(gè)區(qū)域的3d數(shù)據(jù)集，其中一維超聲換能器陣列164-1和一維超聲波換能器陣列164-2二者都在相同方向從左到右被掃描。類似地，圖25b繪出了兩個(gè)一維超聲換能器陣列164-1、164-2的示例性掃描模式，以獲取覆蓋超聲探頭160下方整個(gè)區(qū)域的3d數(shù)據(jù)集，其中一維超聲換能器陣列164-1和一維超聲換能器陣列164-2二者都在相同方向從右到左被掃描，這可以是圖25a所繪出的返回掃描。

圖26a繪出了用于獲取覆蓋超聲探頭160下方的整個(gè)區(qū)域174的3d數(shù)據(jù)集的掃描模式，其中一維超聲波換能器陣列164-1和一維超聲波換能器陣列164-2在相反方向被掃描。一旦已經(jīng)定義了優(yōu)選位置(例如，如由虛線176所繪出的)，就可以減少掃描模式或孔。例如，圖26b繪出了一維超聲換能器陣列164-1和一維超聲換能器陣列164-2的掃描模式，以獲取僅覆蓋超聲探頭160下方的整個(gè)區(qū)域174的部分174-1的3d數(shù)據(jù)集，由此提供超聲探頭160的掃描模式或孔的減小。

根據(jù)上述，超聲探頭160包括外殼160-1，該外殼包含第一一維超聲換能器陣列164-1和第二一維超聲換能器陣列164-2。第一一維超聲波換能器陣列164-1在第一方向上具有第一縱向范圍，即，平行于樞轉(zhuǎn)軸168-5、170-5。第二一維超聲換能器陣列164-2在第一方向上具有第二縱向范圍。第二一維超聲波換能器陣列164-2平行于第一一維超聲波換能器陣列164-1布置。第一機(jī)電驅(qū)動(dòng)器168被配置為在垂直于第一方向168-5、170-5的橫向方向上移動(dòng)第一一維超聲換能器陣列164-1，以定義第一可調(diào)掃描模式。第二機(jī)電驅(qū)動(dòng)器170被配置為在垂直于第一方向168-5、170-5的橫向方向上移動(dòng)第二一維超聲波換能器陣列164-2，以定義第二可調(diào)掃描模式。第一機(jī)電驅(qū)動(dòng)器168和第二機(jī)電驅(qū)動(dòng)器170中的每一個(gè)被配置為用于獨(dú)立操作。第一機(jī)電驅(qū)動(dòng)器168、第一一維超聲換能器陣列164-1，第二機(jī)電驅(qū)動(dòng)器170和第二一維超聲換能器陣列164-2中的每一個(gè)都包含在外殼160-1內(nèi)。電子控制電路172電耦合到第一機(jī)電驅(qū)動(dòng)器168和第二機(jī)電驅(qū)動(dòng)器170。

電子控制電路172配置有處理器和相關(guān)聯(lián)的電路系統(tǒng)(諸如處理器電路24)，以向第一機(jī)電驅(qū)動(dòng)器168和第二機(jī)電驅(qū)動(dòng)器170中的每一個(gè)提供第一控制信號(hào)，以生成第一一維超聲波換能器陣列164-1和第二一維超聲波換能器陣列164-2的第一復(fù)合掃描模式，作為第一可調(diào)掃描模式和第二可調(diào)節(jié)掃描模式的組合。第一復(fù)合掃描模式具有第一復(fù)合掃描區(qū)域，在該區(qū)域中第一一維超聲波換能器陣列164-1和第二一維超聲波換能器陣列164-2生成第一3d超聲數(shù)據(jù)集。

電子控制電路172可以包括如上所述被配置為在第一3d超聲數(shù)據(jù)集內(nèi)選擇期望的2d切片位置的選擇設(shè)備?？商娲兀x擇設(shè)備可以結(jié)合到超聲控制臺(tái)14的控件中。

電子控制電路172被配置為向第一機(jī)電驅(qū)動(dòng)器168和第二機(jī)電驅(qū)動(dòng)器170中的每一個(gè)提供表示期望的2d切片位置的第二控制信號(hào)，以修改第一可調(diào)掃描模式和第二可調(diào)掃描模式中的每一個(gè)的掃描范圍，以生成第二復(fù)合掃描模式。第二復(fù)合掃描模式具有第二復(fù)合掃描區(qū)域，在該區(qū)域中，第一一維超聲換能器陣列164-1和第二一維超聲波換能器陣列164-2生成第二3d超聲數(shù)據(jù)集。第二復(fù)合掃描區(qū)域小于第一復(fù)合掃描區(qū)域，并且第二3d超聲數(shù)據(jù)集包含比第一3d超聲數(shù)據(jù)集更少的數(shù)據(jù)，同時(shí)包括期望的2d切片位置。

雖然已經(jīng)關(guān)于至少一個(gè)實(shí)施例描述了本發(fā)明，但是本發(fā)明可以在本公開內(nèi)容的精神和范圍內(nèi)進(jìn)一步修改。因此，本申請(qǐng)意在覆蓋使用其一般原理的本發(fā)明的任何變化、使用或改編。另外，本申請(qǐng)意在覆蓋屬于本發(fā)明所屬領(lǐng)域的已知或習(xí)慣實(shí)踐并且落入所附權(quán)利要求的限制之內(nèi)的與本公開內(nèi)容的偏離。