用于共同配准成像的血管内超声系统的制作方法

专利名称：用于共同配准成像的血管内超声系统的制作方法
技术领域：
本发明整体涉及血管内超声(IVUS)成像。本发明更具体地涉及用于共同配准成像的IVUS系统。
背景技术：
血管内超声成像通常用于导引和评估经皮冠状动脉介入，典型地裸金属支架或药 物洗脱支架的放置。IVUS成像的其它应用包括进ー步评估冠状动脉疾病。冠状动脉支架通常具有由诸如不锈钢或钴铬合金的金属制成的筋。金属支架筋提供比血液和软组织，例如生长在支架筋上的新组织大得多的反射超声信号。检测和測量新组织生长的能力对于评估支架愈合过程尤其重要。目前市售的IVUS系统检测早期新组织生长的能力有限，因为反射的超声信号的可检测范围有限。易于破裂的动脉粥样硬化病变，即所谓的易损斑块，越来越多地受到介入心脏病学家的关注。ー种被认为是造成很大一部分斑块破裂的原因的易损斑块是薄帽纤维粥样斑块，其中薄的(<65μπι)纤维帽覆盖机械上不稳定的富脂质或坏死的核。目前市售的IVUS系统在最多仅40MHz下工作，并且具有限于大约100 μ m的轴向分辨率。因此，目前市售的IVUS系统不能可靠地检测易损斑块。通常需要増加成像频率以便提高空间分辨率。然而，増加的成像频率也导致血液和非血液组织之间的对比降低，这又使充盈有血的腔与内膜斑块之间的分割变得困难。一些自动分割算法利用血液和非血液组织的频率依赖性超声性质，如例如在授予Teo的美国专利No. 5，876，343中所描述的。实时自动分割工具常常易于出错，这降低了其在临床实践中的实用性。已经开发了用于经胸超声心动图应用的多频成像。授予Roundhill等人的美国专利No. 6，139，501描述了ー种系统，该系统同时显示两个具有不同成像频率和带宽的B模式图像。然而，该技术使用基波成像技术和谐波成像技术两者，并且依赖于组织的非线性传播性质。虽然谐波成像有可能提供更好的空间分辨率，但谐波成像性能在近场中是有限的。此夕卜，尚未发现谐波IVUS成像在实践中的可用性。多频率IVUS成像也可通过使用多换能器成像导管来实现。然而，多个换能器増加了一次性成像导管和成像系统的复杂性和成本。需要共同配准来自分离换能器的图像的可能性进ー步使其实际应用变得复杂。需要一种技术，该技术提供足够的对比度分辨率以导引经皮冠状动脉介入，并提供足够的对比度和空间分辨率以检测支架愈合和易损斑块。此外，希望这样的技术不需要在多个图像之间的任何共同配准步骤。更进一歩地，希望这样的技术相比现有市售系统和导管不显著增加系统和导管的复杂性和成本。

发明内容
本发明提供了ー种包括导管的血管内超声成像系统，该导管包括具有远端的细长主体和成像芯，成像芯布置成插入细长主体内。成像芯布置成发射超声能量脉冲并接收反射的超声能量脉冲。该系统还包括成像引擎，该成像引擎偶联到成像芯并布置成为成像芯提供能量脉冲以引起成像芯发射超声能量脉冲。能量脉冲布置成重复的序列，并且每个序列的能量脉冲具有变化的特性。每个能量脉冲序列可包括至少两个脉冲，例如三个脉沖。变化的特性可以是脉冲
能量、频率或带宽。 成像引擎可包括处理图像帧中反射的超声能量脉冲的处理器和检测反射的超声能量脉冲中变化的特性的检测器。成像弓I擎根据检测到的变化的特性处理帧。成像引擎可布置成仅处理具有共有检测特性的、反射的超声能量脉冲。成像引擎可进ー步布置成基于反射的超声能量脉冲的序列的变化的特性提供合成图像。成像引擎可包括处理在分离的图像帧中的反射的超声能量脉冲的处理器，各个图像帧对应于各个不同的能量脉冲特性，并且成像引擎可提供用于同时显示分离的图像帧的显示信号。本发明还提供了ー种方法，该方法包括提供导管，该导管包括具有远端的细长主体和成像芯，成像芯布置成插入细长主体内，成像芯布置成发射超声能量脉冲并接收反射的超声能量脉冲。该方法还包括为成像芯提供能量脉冲以引起成像芯发射超声能量脉冲的步骤，其中能量脉冲布置成重复的序列，并且其中每个序列的能量脉冲具有变化的特性。


通过參照结合附图的以下描述，可以最好地理解本发明及其另外的特征和优点，在附图的若干图中，类似的附图标记表示类似的元件，并且其中图I是IVUS系统的闻层图不；图2a是用于共同配准成像的IVUS系统的信号处理路径的框图；图2b是用于共同配准成像的IVUS系统的信号处理路径的另一个框图；图3a和3b分别示出了短时脉冲的时域信号和功率谱；图4a示出了宽带功率谱的通带；图4b示出了宽带功率谱的另一个通带；图5a是成像引擎的框图；图5b是成像引擎的另一个框图；图5c是成像引擎的又一个框图；图6a_6d分别示出了第一、第二、第三和第四代表性发送脉冲序列；图7是用于共同配准成像的IVUS系统的信号处理路径的框图；图8是用于计算背向散射积分的參数的信号处理步骤的框图；图9示出了包括多个共同配准的图像的显示；
图IOa和IOb示出了在共同配准的图像之间映射的特征；图11是IVUS系统的高层图示；图12是另ー个成像引擎的框图；图13-17是数字信号处理引擎的框图；图18是用于共同配准成像的IVUS系统的信号处理路径的框图；图19是变窄的冠状动脉的剖视图；、
图20是具有植入支架的冠状动脉的剖视图；图21示出了使用高发射能量脉冲获取的带支架的冠状动脉的横向IVUS图像；图22示出了重复的高能量、中能量和低能量发送脉冲序列；图23示出了使用中发射能量脉冲获取的带支架的冠状动脉的横向IVUS图像；图24示出了使用低发射能量脉冲获取的带支架的冠状动脉的横向IVUS图像；图25示出了使用高发射能量脉冲获取的具有所选动态范围的带支架冠状动脉的横向IVUS图像；图26示出了使用中发射能量脉冲获取的具有所选动态范围的带支架冠状动脉的横向IVUS图像；图27示出了使用低发射能量脉冲获取的具有所选动态范围的带支架冠状动脉的横向IVUS图像的支架区域；图28示出了带支架冠状动脉的高发射能量横向IVUS图像、带支架冠状动脉的中发射能量横向IVUS图像、以及带支架冠状动脉的低发射能量横向IVUS图像的合成图像；以及图29是用于用高发射、中发射和低发射能量脉冲序列成像的IVUS系统的信号处理路径的流程图。
具体实施例方式图I是IVUS系统的高层框图，其由IVUS成像导管1000、患者界面模块2000和成像引擎3100构成。导管典型地经由经股动脉或经桡动脉逆行途径递送到冠状动脉。成像导管1000被机械且电偶联到患者界面模块2000。成像引擎3100用来控制患者界面模块2000和导管1000的操作以用于冠状动脉成像目的。IVUS成像导管的以下描述针对机械旋转成像芯的情況。每个IVUS图像包括预定数量的矢量(或扫描线)和每矢量样本数。最新的市售IVUS系统每幅图像采用256个矢量。对于市售的IVUS系统，每矢量的样本数大体上在约256和2048个样本之间变化，并部分地取决于成像频率和数据类型(例如,RF或基帯)。图2a是用于共同配准成像的IVUS系统的信号处理路径的ー个实施例的框图。在步骤102中，大致在成像引擎中选择波形。然后，在步骤104中，由大致位于患者界面模块中的发射脉冲器产生发射波形。在步骤106中，将发射波形经发射/接收(T/R)开关发送到超声换能器1100。换能器可在IOMHz至80MHz的频率范围内工作，对于冠状动脉内成像通常在20MHz和60MHz之间。换能器发出超声压カ场1110以对冠状动脉进行声穿透。一些超声能量被背向散射并由换能器接收。接收的超声在步骤106中传播通过T/R开关并在步骤108中通过旋转耦合器。旋转耦合器可以是电感式旋转耦合器或液体金属旋转耦合器。替代地，旋转耦合器可以是旋转电容式I禹合器，如例如以Silicon Valley Medical Instruments, Inc.的名义在2009年5月14日提交的共同未决的美国专利申请No. 12/465，853中描述的旋转电容式率禹合器，该专利申请的名称为“IVUS System with Rotary Capacitive Coupling”(具有旋转电容式耦合的IVUS系统)，其全文以引用方式并入本文中。旋转耦合器将导管的机械旋转成像芯与患者界面模块的非旋转电子器件接合。接收的信号接着在步骤109中通过增益放大器，在步骤110中通过高通滤波器，并且在步骤112中通过时间増益补偿放大器。由于当信号进ー步传播到冠状动脉内时超声信号的衰减增加，因此提供了时间增益补偿。接着在步骤114中将信号发送通过抗混叠低通滤波器，然后在步骤116中数字化。数字化信号接着根据多频率技术进行处理，该多频率技术包括低频路径120和高频路径130。低频和高频处理路径包括类似的处理阶段，这些阶段可由于诸如通带、视场和信噪比的成像參数而不同。现在參见图3和4，图3a和3b分别示出了对于具有> 60%的分数带宽的60MHzIVUS成像换能器的短时脉冲的时域响应202和功率谱204。本发明的重要方面是使用具有大分数带宽(通常>50%的分数带宽)的换能器。也可使用具有<50%的分数带宽的换能器，但预计使用这样的换能器的效率较低，并且实用性较低。本发明的另ー个重要方面是使用具有在可用带宽上均匀的高灵敏度的换能器。所选低频率和高频率可包括重叠的带宽222,224或不重叠的带宽226、228，对应的通带中心频率分别为F1、F2，分别如图4a和图4b所示。使用重叠的带宽的潜在好处是，较宽的带宽产生具有更好空间分辨率的图像。在本发明的一个实施例中，低通带中心频率Fl为40MHz，高通带中心频率F2为60MHz，低通带222为30MHz至50MHz，并且高通带224为45MHz至75MHz。在本发明的另ー个实施例中，导管包括宽带40MHz换能器，低通带中心频率为30MHz，并且高通带中心频率为50MHz。在本发明的又一个实施例中，导管包括宽带35MHz换能器，低通带中心频率为25MHz，并且高通带中心频率为40MHz。再次參见图2a，低频路径数字化数据首先在步骤122中进行预处理。如本领域所已知的，预处理可通常包括带通滤波和矢量处理技木。预处理后的数据的包络在步骤124被检测，然后在步骤126中进行后处理。后处理通常包括对数压缩和伽玛校正以生成视觉上吸引人和有用的图像。然后在步骤128中将后处理后的数据从极坐标扫描变换为笛卡尔坐标。预处理、检测、后处理和扫描变换是医学超声成像领域的技术人员已知的信号和图像处理技术。高频路径数字化数据以类似的方式被处理。高频路径数字化数据首先在步骤132中进行预处理。预处理同样地通常包括带通滤波和矢量处理。预处理后的数据的包络在步骤134被检测，然后在步骤136中进行后处理。后处理通常包括对数压缩和伽玛校正以生成视觉上吸引人和有用的图像。然后在步骤138中将后处理后的数据从极坐标扫描变换为笛卡尔坐标。然后，在步骤150中同时显示低频扫描变换图像152和高频扫描变换图像154。低频图像包括在血液组织和非血液组织之间较好的对比以有利于腔边界检測。高频图像包括诸如薄纤维帽的病变特征的较好空间分辨率。低频扫描变换图像152和高频扫描变换图像、154为共同配准的，因为使用相同的超声数据来生成这两幅图像。图2a所示信号处理路径可以多种物理配置实现。本发明的重要方面是图像引擎的物理配置。图5a是用于成像引擎3100的一个实施例的框图，其包括单板计算机3102、专用数字信号处理(DSP)模块3120和接ロ板3180。DSP模块3120用来选择将发送到患者界面模块的发射波形3182。时间增益补偿放大器3184和抗混叠低通滤波器3186位于接ロ板3180上。模数转换器(或数字化仪)3128位于DSP模块3120中。DSP模块3120还可包括现场可编程门阵列(FPGA) 3122。图2a所示低频信号处理路径120和高频信号处理路径130大体上在FPGA中实现。该实施例的重要方面是共同配准成像由包括单个模数转换器和单个FPGA的成像引擎进行。图5b是本发明的成像引擎的另一个实施例的框图，其包括第一 DSP模块3120和第二 DSP模块3140，其中提供了单个模数转换器(或数字化仪)3128和两个FPGA 3122、3142。包括FPGA的第二 DSP模块的添加以增加的装置复杂性和成本为代价提供了增加的计算处理能力。两个FPGA处理相同的数字化数据。
图5c是本发明的成像引擎的又一个实施例的框图，其包括第一 DSP模块3120和第二 DSP模块3140，其中提供了两个模数转换器(或数字化仪)3128,3148和两个FPGA3122,3142ο采样时钟3126使两个数字化仪3128、3148同步。2数字化仪/2 FPGA成像引擎的实施例还包括第二时间增益补偿放大器3188和第二抗混叠低通滤波器3190。第二数字化仪3148、时间增益补偿放大器3188、低通滤波器3190的添加以增加的装置复杂性为代价提供了増加的计算处理能力和灵活性。増加的灵活性使得能够对由不同频带导致的穿过组织的超声压カ波的不同的衰减进行补偿。图2b是用于共同配准成像的IVUS系统的信号处理路径的另一个实施例的框图，该系统包括图5c所示成像引擎的实施例。从组织背向散射的信号被换能器1100接收，然后在步骤106中通过发射/接收开关，在步骤108中通过旋转耦合器，在步骤109中通过增益放大器，并且在步骤110中通过高通滤波器。高通滤波后的信号接着根据多频率技术进行处理，该多频率技术包括低频路径120A和高频路径130A。低频处理路径120A和高频处理路径130A包括类似的处理阶段，这些阶段可由于诸如通带、视场和信噪比的成像參数而不同。在步骤112中首先将时间増益补偿施加到低频路径信号。由于当信号进ー步传播到冠状动脉内时超声信号的衰减增加，因此提供了时间增益补偿。接下来，在步骤114中将TGC放大后的低频路径信号发送通过抗混叠低通滤波器，然后在步骤116中进行模数(A/D)变换(或数字化)。低频路径数字化数据首先在步骤122中进行预处理。预处理通常包括带通滤波和矢量处理技木。预处理后的数据的包络在步骤124被检测，然后在步骤126中进行后处理。后处理通常包括对数压缩和伽玛校正以生成视觉上吸引人和有用的图像。然后在步骤128中将后处理后的数据从极坐标扫描变换为笛卡尔坐标。高频路径130A信号以类似的方式被处理。在步骤110中的高通滤波之后，首先进行步骤112A中的时间增益补偿、步骤114A中的抗混叠低通滤波器、以及步骤116A中的A/D变换。然后，在步骤132中预处理高频数字化数据。预处理通常包括带通滤波和矢量处理。预处理后的数据的包络在步骤134被检测，然后在步骤136中进行后处理。后处理通常包括对数压缩和伽玛校正以生成视觉上吸引人和有用的图像。然后在步骤138中将后处理后的数据从极坐标扫描变换为笛卡尔坐标。然后，在步骤150中同时显示低频扫描变换图像152和高频扫描变换图像154。在图2b所示信号处理路径的实施例中，多频率信号处理路径在步骤110中的高通滤波之后分叉，而在图2a所示信号处理路径的实施例中，多频率信号处理路径在步骤116中的A/D变换之后分叉。多频率信号处理路径在高通滤波之后的分叉提供了适合不同成像频率的时间增益补偿。现在參见图6a_6d，示出了一系列成像波形序列。图6a示出了一个实施例，其中单脉冲序列10包括为IVUS图像的每个矢量发射相同的波形Xe。图6b示出了另ー个实施例，其包括具有交替的低频波形Xl和高频波形X2的脉冲序列20。交替的脉冲序列相比单脉冲序列的潜在优点是，可以针对多频处理的所选通带増加或减少发射的能量。调节发射能量的能力可能有益于同时显示的共同配准的图像的图像质量。图6c示出了又一个实施例，其包括具有交替的成像波形Xi和參数成像波形Xp的脉冲序列30。成像波形Xi可包括Xe、Xl或X2波形。參数成像波形Xp选择为优化至少ー个超声组织分类參数的分析，该參数包括背向散射积分、衰减、应变和运动。使用更窄频带的波形可为基于相关性或基于多普勒的运动分析提供有益效果。图6d示出了又一个实施例，其包括具有交替的成像波形Xi和參 数成像波形Xp的脉冲序列40，其中在成像波形Xi之间发射多个參数成像波形Xp。使用重复的脉冲可提供针对信噪条件的额外的有益效果。因此，如从上文可见，并且根据本发明的方面，偶联到成像芯的成像引擎可布置成为成像芯提供能量脉冲，以引起成像芯发射超声能量脉冲。能量脉冲可布置成重复的序列，并且每个序列的能量脉冲可具有变化的特性。例如，每个能量脉冲序列可包括至少两个脉沖。另外，变化的特性可以是脉冲能量。图7示出了用于共同配准成像的IVUS系统的信号处理路径的ー个实施例的框图，其中共同配准的图像包括灰度图像182和參数图像184。參数图像184可包括多參数图像。在步骤102中选择并从成像引擎发出的发射波形可包括如图6a和6c所示的单脉冲序列10或成像和參数成像脉冲序列30。到数字化步骤116的信号处理路径类似于用于图2a所示多频成像的信号处理路径。然后，根据灰度成像路径160和參数成像路径170处理数字化信号。灰度成像路径数字化数据首先在步骤162中进行预处理。预处理通常包括带通滤波和矢量处理技木。预处理数据的包络在步骤164被检测，然后在步骤166中进行后处理。后处理通常包括对数压缩和伽玛校正以生成视觉上吸引人和有用的图像。然后在步骤168中将后处理后的数据从极坐标扫描变换为笛卡尔坐标。參数成像路径170的处理阶段包括预处理步骤172、參数分析步骤174、后处理步骤176和扫描变换步骤178。每个參数成像处理步骤的具体细节取决于至少ー个待计算參数。在本发明的一个实施例中，生成背向散射积分的參数图像。背向散射积分预处理步骤172包括带通滤波和矢量处理技木。滤波器通带可以从换能器的-3dB带宽确定。步骤174中的背向散射积分參数分析可包括滑动窗ロ技木。滑动窗ロ技术是超声组织表征领域的技术人员已知的。现在參见图8，框图示出了用于使用滑动窗ロ技术计算背向散射积分參数的信号处理阶段的一个实施例。首先在步骤502中选择预处理后数据500的感兴趣区域(ROI)。可以将诸如汉明窗或汉宁窗的时域窗施加到ROI的每个矢量，以便以降低的频率分辨率为代价最小化快速傅立叶变换(FFT)频谱分析中的边缘不连续性。ROI包括预定数量的矢量和矢量样本。矢量和矢量样本的数量取决于包括矢量密度、采样率、最优ROI大小和信噪比度量的细节。在本发明的一个实施例中，系统提供了每幅IVUS图像1024个矢量的矢量密度和400X IO6个样本/秒的采样率。最优ROI大小平衡了 ROI的最小径向延伸与最大信噪比。与径向延伸相当的ROI的横向延伸可有利于后续的參数图像分析。多个矢量也允许信号平均化。此外，所选ROI大小可以是范围(range)依赖性的，因为物理矢量间距随范围而增加。范围为I. 5mm的7个矢量和32个样本的ROI大小提供了大约60 μ mX 60 μ m的ROI。该大小可以适合小尺度动脉粥样硬化病变特征，例如薄纤维帽。在步骤504中，通过计算每个矢量的功率谱然后平均化来计算ROI的平均功率谱。功率谱通常使用FFT技术计算。平均化通常在对数(dB)域中进行，但可以在线性域中进行。然后，可以在步骤506中针对系统和换能器影响对平均功率谱进行补偿，该影响包括范围依赖性的灵敏度和频率依赖性的换能器灵敏度。在步骤508中，将所选带宽的补偿后的平均功率谱值求和，并除以所述所选带宽，以计算背向散射积分參数。通过在预处理后的数据500或预处理后的数据的预定义子集上滑动窗ロ(或R0I)来选择额外的R0I。选择ROI的重叠程度以在通过最大化重叠来平滑化參数图像与由最小化重叠导致的计算成本之间寻求平衡。对于7个矢量X 32个样本的ROI大小，滑动窗ロ重叠通常包括沿着矢量在16个样本(或50%)和24个样本(或75%)之间以及跨矢量在4个矢量(或大约50%)和6个矢量(或大约85% )之间。当没有剰余要分析的ROI时，将背向散射积分參数数据发送到后处理步骤176 (图7)。步骤176中对于背向散射积分图像的后处理包括阈值化和伽玛校正。在本发明的一个实施例中，将背向散射积分图像阈值化，以显示已知具有相对较低背向散射积分值的富脂质R0I。在可选实施例中，将背向散射积分图像在多个水平下阈值化，以区分多种组织类型。然后，在步骤178中扫描变换后处理后的背向散射积分图像。然后，在步骤180中同时显示扫描变换后的灰度图像和扫描变换后的背向散射积分參数图像。灰度图像可提供较好的结构细节。背向散射积分參数图像可提供较好的斑块复合物细节。此外，将灰度图像182和背向散射积分參数图像184共同配准，因为使用相同超声数据来生成这两幅图像。图9示出了包括四个共同配准的图像192、194、196、198的显示190。四个共同配准的图像可包括至少ー个灰度图像和至少ー个參数图像。在本发明的一个实施例中，显示包括40MHz灰度图像、60MHz灰度图像和背向散射积分參数图像。本发明有利于在共同配准的图像之间映射图像特征。具有较低超声频率的IVUS图像通常提供在血液组织和非血液组织之间较好的对比，而具有较高超声频率的IVUS图像则通常提供较好的动脉粥样硬化病变的空间分辨率。图IOa示出了具有较低频率的第一IVUS图像300和具有较高频率的第二 IVUS图像320。导管掩模(mask) 302、322表示相对于冠状动脉截面的导管位置。在第一图像300中标记的腔轮廓308可映射312到第二图像 320中的腔轮廓328。腔轮廓将血液304与非血液组织分割开。在第一图像300中标记的脉管轮廓310可映射314到第二图像320中的脉管轮廓330。腔轮廓308和脉管轮廓310将动脉粥样硬化斑块306与其它组织分割开。较高频率IVUS图像的映射的轮廓328、330使得能够进一歩处理动脉粥样硬化斑块。图IOb示出了将在第一图像340更明显的特征映射到第二图像360以及将在所述第二图像360中更明显的特征映射到所述第一图像340。第一图像可包括灰度图像，而第二图像可包括參数图像。第一图像340中的腔轮廓348被映射352到第二图像360中的腔轮廓368。第二图像360中的脉管轮廓370和ROI 372被分别映射374、376到第一图像340中的第二脉管轮廓350和第二 ROI 352。希望本发明以最小装置复杂性提供最佳成像性能和计算效率。图11示出了用于共同配准成像的IVUS系统的ー个实施例的高层图示。用于共同配准成像的IVUS系统的以下描述针对用于显示两个共同配准的灰度图像的IVUS系统的情況。该IVUS系统包括两个图像3802和3803、成像引擎3804、患者界面模块(PM) 2000、以及IVUS成像导管1000。IVUS成像导管1000的以下描述针对机械旋转成像芯的情況。成像引擎3804包括显示引擎3806、DSP引擎3808、发射(Tx)逻辑3810、发射缓冲器3812、接收(Rx)信号调理级3814、以及模数转换器(ADC) 3816。
DSP引擎3808提供用于实时的、同时的共同配准成像的计算能力。DSP引擎3808将控制信号发送到发射逻辑3810，发射逻辑3810生成模拟发送脉冲序列。发送脉冲通过发射缓冲器3812，然后到达PM 2000。PIM 2000是导管1000和成像引擎3804之间的界面。PIM 2000提供用于发射换能器激励能量、接收换能器返回信号并将返回信号发送到成像引擎3804。返回信号通过接收信号调理级3814和模数转换器3816。然后，在DSP引擎3808中处理数字化的返回信号。图像数据被发送到显示引擎3806并流化，以用于实时同时显示共同配准的图像3802、3803。图12示出了成像引擎3100的物理配置的一个实施例。成像引擎3100进行所有图像生成、显示和整个系统的控制。成像引擎3100可包括通用处理单元3500、DSP模块3600和接ロ板3700。通用处理单元3500可包括中央处理单元(CPU) 3502、存储控制器3504、动态随机存取存储器(DRAM) 3506、数字总线接ロ 3508和外围设备控制器3510。DSP模块3600可包括DSP引擎3610、发射逻辑电路3612、数模转换器(DAC) 3620、模数转换器(ADC) 3630和采样时钟3640。高速数字总线3512将数字总线接ロ 3508连接到DSP引擎3610。接ロ板3700可包括发射缓冲器3702、时间增益补偿(TGC)放大器3704和抗混叠低通滤波器(LPF) 3706。DSP引擎3610控制发射逻辑电路3612，以将模拟发射信号发送到发射缓冲器3702。模拟发射信号可包括脉冲，其中脉冲可包括至少ー个矩形脉冲。模拟发射信号从接ロ板3700发送到PM。DSP引擎3610还生成数字TGC信号，该信号被DAC 3620转换为模拟TGC信号。模拟TGC信号提供施加到从PIM接收的信号的、TGC放大3704的电平。低通滤波器3706使TGC-放大后的信号中的混叠最小化。抗混叠的TGC放大后的返回信号被数字化，然后由DSP引擎3610处理以用于共同配准成像。采样时钟3640使ADC(或数字化仪)3630和DSP引擎3610同步。共同配准的图像从DSP引擎3610流送到通用处理单元3500以用于显示图像。现在參见图13-17，DSP弓丨擎3610可包括不同形式的信号处理器。图13-15示出了 DSP引擎3610的图，其包括现场可编程门阵列(FPGA) 3902、DSP芯片3904和随机存取存储器(RAM) 3906、或特定用途集成电路(ASIC) 3908。DSP引擎还可包括多个信号处理器。图16示出了 DSP引擎3610的图示，其包括第一 FPGA 3910和第二 FPGA 3912。图17示出了DSP引擎3610的图示，其包括CPU和RAM模块的大規模并行处理器阵列(MPPA) 3914。最高性价比和计算效率高的信号处理器将取决于具体应用。现场可编程门阵列常常用于IVUS成像系统。图18示出了用于共同配准的多频成像的信号处理路径，该信号处理路径提供用于优化共同配准的灰度成像性能，同时使装置成本和复杂性最小化。以下描述针对如图6b所示的交替的发送脉冲序列20的情况，其中第一脉冲序列Xl具有较低的成像频率，以及第ニ脉冲序列X2具有较高的成像频率。交替的脉冲序列20相比图6a所示单脉冲序列10的潜在优点是，可以针对多频处理的所选通带増加或减少发射的能量。调节发射能量的能力可能有益于同时显示的共同配准的图像的图像质量。接收的信号在步骤300中从模拟转换为数字(A/D)。数字化信号在步骤302中预处理，其中预处理通常包括带通滤波和矢量处理技木。预处理的具体形式取决于发射信号 为Xl脉冲还是X2脉冲。数字复用器330接收第一组预处理系数332和第二组预处理系数334。预处理系数包括用于带通滤波的滤波器系数。矢量处理控制器320确定哪ー组预处理系数将用于预处理。在步骤304中，检测预处理后的信号的包络。矢量处理控制器320确定数字复用器340选择第一组检测系数342还是第二组检测系数344来检测处理。然后，在步骤306中后处理检测到的信号，其中后处理通常包括对数压缩和伽玛校正以生成视觉上吸引人和有用的图像。然后在步骤308中将后处理后的信号从极坐标扫描变换为笛卡尔坐标。然后，在步骤310中同时显示低频扫描变换图像312和高频扫描变换图像314。低频图像可提供在血液组织和非血液组织之间较好的对比以有利于腔边界检測。高频图像可提供较好的病变特征的空间分辨率。低频扫描变换图像312和高频扫描变换图像314被共同配准，因为当使用交替的发送脉冲序列时基本上同时获取这两组图像数据。在另ー个实施例中，交替的发送脉冲序列可包括交替的几组脉冲。脉冲序列可包括交替的几组Xl和X2脉冲序列，其中每组Xl和X2脉冲包括至少两(2)个脉冲。在Xl图像和X2图像的获取之间的时间延迟将比较大，但可能存在Xl和X2脉冲序列之间的交替更少的优点。图18所示信号处理路径的关键优点是只需要ー个数字化仪。此外，数字信号处理可以在单个FPGA中进行。更进一歩地，多频处理可在不复制信号处理级的情况下进行。本发明的重要方面是使用用于共同配准成像的IVUS系统，其包括成像引擎、患者界面模块和IVUS导管。成像引擎可包括通用处理单元、DSP模块和接ロ板。DSP模块包括模数转换器和DSP引擎。DSP引擎可包括FPGA、DSP芯片或ASIC。DSP引擎可替代地包括多个FPGA或CPU和RAM模块的大規模并行处理阵列。本发明的另ー个重要方面是使用IVUS导管，该导管包括具有高灵敏度的宽带(> 50%的分数带宽)超声换能器，其中可使用高通带和低通带两者来生成灰度图像。低通带和高通带中心频率可分别包括40MHz和60MHz、30MHz和50MHz、25MHz和40MHz、以及具有不同频率间距的其它组合。本发明的又ー个重要方面是使用可编程发送脉冲序列。发送脉冲序列可包括单脉冲成像序列、交替的低频成像序列和高频成像序列、或交替的成像序列和參数成像序列。本发明的再ー个重要方面是显示包括至少ー个灰度图像的至少两(2)个共同配准的图像。共同配准的图像还可包括至少ー个參数图像。本发明的又ー个重要方面是在共同配准的图像之间图像特征的映射，其中图像特征包括轮廓和感兴趣区域。还希望为具有植入支架的冠状动脉的成像提供改善的对比分辨率。检测和測量支架愈合或冠状动脉支架筋上早期新组织生长的能力尤其相关。图19示出了发生狭窄的冠状动脉400的横截面的图示。冠状动脉包括充盈血的腔402、内膜斑块层404、中层406和外膜层408。腔通常具有小于4mm2的横截面积。图20示出了与图19中相同的冠状动脉400在植入支架之后的图示。支架筋410定位在腔-斑块边界附近。支架提供用于增加的腔横截面积，以使得能够改善通过动脉的血流。图21示出了带支架的冠状动脉的横向IVUS图像420，该图像用具有大致大于50V的振幅的高发射能量脉冲获取。横向IVUS图像420包括导管掩模(mask)422，以指示IVUS导管相对于冠状动脉的位置。IVUS图像420进ー步显示来自充盈血的腔424、新组织生长426、内膜斑块层428、中层430和外膜层432的超声反射。新组织生长426是支架愈合过、程的結果。药物洗脱支架的未覆盖的筋被视为后期支架血栓形成的不利事件的因素。横向IVUS图像420进ー步包括来自支架筋434的明显较强的超声反射以及所谓的支架开花状伪影436。支架开花状伪影可由作为IVUS系统一部分的接收侧电子器件的饱和导致，并且特征性地出现在远离导管掩模422的支架筋434 —侧上。支架反射434和支架开花状伪影436的组合厚度通常显著大干支架筋的物理厚度，该物理厚度为大约100微米或更小。支架开花状伪影436降低图像质量。通过充分减少发送脉冲的能量以避免IVUS系统的接收侧电子器件的饱和，可防止支架开花状伪影。在本发明的一个实施例中，可使用包括高发射能量脉冲、中发射能量脉冲和低发射能量脉冲的三脉冲序列来可视化新组织生长，提供超声能量向冠状动脉内的充分穿透，并且防止支架开花状伪影。图22示出了高能量发射脉冲XH、中能量发射脉冲XM和低能量发射脉冲XL的重复脉冲序列22。图21所示横向IVUS图像420用高发射能量脉冲来获取，并且使得能够可视化新组织生长和超出中层430的穿透。图23示出了与图21所示相同的带支架冠状动脉的横向IVUS图像440，但该图像用具有比高发射能量脉冲的振幅小的振幅的中发射能量脉冲来获取。横向IVUS图像440包括导管掩模422，以指示IVUS导管相对于冠状动脉的位置。IVUS图像440进ー步显示来自充盈血的腔424、新组织生长426和内膜斑块层428的超声反射。横向IVUS图像440进ー步包括来自支架筋442的超声反射和支架开花状伪影444。图24示出了与图21所示相同的带支架冠状动脉的横向IVUS图像450，但该图像用具有比高发射能量脉冲的振幅小的振幅的低发射能量脉冲来获取。横向IVUS图像450包括导管掩模422，以指示IVUS导管相对于冠状动脉的位置。IVUS图像440进ー步显示来自新组织生长426和内膜斑块层428的部分的超声反射。横向IVUS图像440进ー步包括来自支架筋454的超声反射。由于脉冲的低发射能量水平，将不存在支架开花状伪影，并且可能无法可视化诸如中层和外膜层的冠状动脉的更远部分。脉冲的低发射能量水平可降低检测和可视化来自充盈血的腔的小超声反射的能力。高发射能量IVUS图像、中发射能量IVUS图像和低发射能量IVUS图像可通过使用重复的高发射能量脉冲、中发射能量脉冲和低发射能量脉冲的序列来共同配准。现在參见图25，可进ー步处理高发射能量IVUS图像460，以包括用高发射能量脉冲来可视化的更深组织，例如中层430和外膜432。现在參见图26，可进ー步处理中发射能量IVUS图像470，以从图像中移除包括支架和支架开花状伪影的图像的部分472。现在參见图27，可进ー步处理低发射能量IVUS图像480，以包括新组织生长426和仅仅映射到包括支架和支架开花状伪影472的、中发射能量IVUS图像470的部分的那些部分454、472。现在參见图28，可以将进一步处理后的高发 射能量IVUS图像460、进ー步处理后的中发射能量IVUS图像470和进ー步处理后的低发射能量IVUS图像480组合成合成图像490，该合成图像490可视化支架筋454上的新组织生长426，可视化超出且包括中层430的组织，并且避免支架开花状伪影。图29示出了从使用高发射、中发射和低发射能量脉冲获取的图像生成合成图像的信号处理路径的ー个实施例。以下描述针对如图22所示的发射脉冲序列22的情况，其中第一脉冲XH具有高发射能量，第二脉冲XM具有中发射能量，并且第三脉冲XL具有低发射能量。在步骤550中选择通常存储在成像引擎内的高发射能量、中发射能量或低发射能量波形。然后，在步骤552中由发射脉冲器生成发射波形。在步骤554中，将发射波形经发射/接收(T/R)开关发送到超声换能器1100。换能器可在IOMHz至80MHz的频率范围内エ作，对于冠状动脉内成像通常在20MHz和60MHz之间。换能器发出超声压カ场1110以对冠状动脉进行声穿透。一些超声能量被背向散射并由换能器接收。接收的超声在步骤554中通过T/R开关并在步骤556中通过旋转耦合器。旋转耦合器可以是电感式旋转耦合器或液体金属旋转耦合器。旋转耦合器将导管的机械旋转的成像芯与患者界面模块的非旋转电子器件接合。然后，在步骤558中将增益施加到接收的信号。接下来，在步骤560中将高通滤波器施加到放大后的信号。在步骤562中将时变增益施加到高通滤波后的信号。由于当信号进ー步传播到冠状动脉内时超声信号的衰减增加，因此提供了时间增益补偿。接下来，在步骤564中将抗混叠低通滤波器施加到信号，然后在步骤566中将信号数字化。数字化信号在步骤568中预处理，其中预处理通常包括带通滤波和矢量处理技木。预处理的具体形式取决于发射信号为高发射能量脉冲XH还是低发射能量脉冲XL。数字复用器584接收第一组预处理系数PH 584、第二组预处理系数PM 585和第三组预处理系数PL 586。预处理系数包括用于带通滤波的滤波系数。矢量处理控制器580确定哪ー组预处理系数将用于预处理。在步骤570中，检测预处理后的信号的包络。矢量处理控制器580确定数字复用器588是选择第一组检测系数DH 590、第二组检测系数DM 585还是第三组检测系数DL 592以用于检测处理。然后，在步骤572中后处理检测到的信号，其中后处理通常包括对数压缩和伽玛校正以生成视觉上吸引人和有用的图像。然后，可以在步骤574中将后处理后的信号从极坐标扫描变换为笛卡尔坐标。然后，在步骤576中将高发射能量、中发射能量和低发射能量扫描变换后的图像组合成合成图像。三个图像组合或融合成单个合成图像通过选择每个独立图像的动态范围的一部分来实现。这样，合成图像可具有比任何单个图像更宽的动态范围。合成图像可接着被压缩以满足显示装置的參数。合成图像包括在支架筋上的新组织生长和超出且包括中层的组织。合成图像进一歩避免支架开花状伪影。独立的高发射能量、中发射能量和低发射能量图像可首先在后处理期间对准以最小化运动伪影。此外，可以在运动相对很少的一段时间内例如心动周期的舒张末期获取图像，以使运动伪影进ー步最小化。通过最小化所获取数据的深度或范围以最小化脉冲发送之间的时间，可以使运动伪影进ー步最小化。虽然已经示出和描述了本发明的具体实施例，但可以进行修改，并且因此而意图在所附权利要求中涵盖落在本发明的真实精神和范围内 的所有这样的更改和修改。
权利要求
1.一种血管内超声成像系统，包括 导管，所述导管包括具有远端的细长主体和成像芯，所述成像芯布置成插入所述细长主体内，所述成像芯布置成发射超声能量脉冲和接收反射的超声能量脉冲；和 成像引擎，所述成像引擎偶联到所述成像芯并布置成为所述成像芯提供能量脉冲以引起所述成像芯发射所述超声能量脉冲，能量脉冲布置成重复的序列，并且其中每个序列的所述能量脉冲具有变化的特性。
2.根据权利要求I所述的系统，其中每个能量脉冲的序列包括至少两个脉冲。
3.根据权利要求I所述的系统，其中每个能量脉冲的序列包括三个脉冲。
4.根据权利要求3所述的系统，其中所述三个脉冲中的第一个具有高能量特性，其中所述三个脉冲中的第二个具有中能量特性，并且其中所述三个脉冲中的第三个具有低能量特性。
5.根据权利要求I所述的系统，其中所述变化的特性为脉冲能量。
6.根据权利要求I所述的系统，其中所述变化的特性为频率。
7.根据权利要求I所述的系统，其中所述变化的特性为带宽。
8.根据权利要求I所述的系统，其中所述成像引擎包括处理图像帧中反射的超声能量脉冲的处理器和检测所反射的超声能量脉冲中的所述变化的特性的检测器，并且其中所述成像引擎根据检测的所述变化的特性处理帧。
9.根据权利要求8所述的系统，其中所述成像引擎布置成仅处理具有共有的检测的特性的、反射的超声能量脉冲。
10.根据权利要求8所述的系统，其中所述成像引擎进一步布置成基于反射的超声能量脉冲的所述序列的所述变化的特性提供合成图像。
11.根据权利要求I所述的系统，其中所述成像引擎包括处理分离的图像帧中的所反射的超声能量脉冲的处理器，每个图像帧对应于相应不同的能量脉冲特性，并且其中所述成像引擎提供用于同时显示所述分离的图像帧的显示信号。
12.—种方法，所述方法包括 提供导管，所述导管包括具有远端的细长主体和成像芯，所述成像芯布置成插入所述细长主体内，所述成像芯布置成发射超声能量脉冲和接收反射的超声能量脉冲；以及 为所述成像芯提供能量脉冲以引起所述成像芯发射所述超声能量脉冲，其中能量脉冲布置成重复的序列，并且其中每个序列的所述能量脉冲具有变化的特性。
全文摘要
一种血管内超声成像系统包括导管，该导管包括具有远端的细长主体和布置成插入细长主体内的成像芯。成像芯布置成发射超声能量脉冲并接收反射的超声能量脉冲。所述系统还包括成像引擎，该成像引擎偶联到成像芯并布置成为成像芯提供能量脉冲以引起成像芯发射超声能量脉冲。能量脉冲布置成重复的序列，并且每个序列的能量脉冲具有变化的特性。反射的脉冲可被处理以提供由各个不同的特性导致的图像的合成图像。
文档编号A61B8/12GK102665569SQ201080046003
公开日2012年9月12日 申请日期2010年10月12日 优先权日2009年10月12日
发明者J·史蒂夫·雷诺兹, 唐纳德·马斯特斯, 托马斯·C·摩尔, 肯德尔·R·沃特斯, 迪尤·H·拉姆 申请人:硅谷医疗器械有限公司