具有自动图像呈现的超声成像系统的制作方法
对相关申请的交叉引用
本申请要求于2015年2月27日提交的国际专利申请序列no.pct/us2015/018068以及于2014年11月18日提交的美国临时专利申请序列no.62/081,275和于2014年11月18日提交的美国临时专利申请序列no.62/081,530的优先权，每个申请的全部内容都通过引用并入本文。
本发明涉及超声成像系统，并且更具体而言涉及有助于超声探头定位的超声成像系统。
背景技术：
正确定位超声探头使得产生诊断相关的图像是常常仅在训练和一贯的超声使用之后获得的技能。变得精通超声成像所必需的这个初始“训练期”可能是非超声检查医师目前对超声波利用不足的影响因素。
本领域中需要的是超声成像系统，如在本发明中，该超声成像系统经由超声探头的系统辅助定位来协助对超声成像没经验的人成功获取图像，使得可以显示超声探头下(即，在成像视图中)感兴趣的位置的图像。
技术实现要素：
本发明提供了一种辅助图像获取和超声探头定位的超声成像系统，使得可以显示超声探头下(即，在成像视图中)感兴趣的位置的图像。例如，该超声成像系统辅助超声探头的定位，使得包含医疗设备和/或周围区域的具体图像可以自动呈现给用户。该系统还可以被用来创建底层结构的三维(3d)图像，这可以传达关于底层解剖结构的状态的附加信息。这可以辅助执行外周动脉疾病(pad)或其它介入性手术。
本发明的一种形式针对包括被配置为生成em定位器场的电磁(em)场发生器的超声成像系统。介入性医疗设备由具有远侧尖端和从远侧尖端向近侧延伸的远端部分的细长主体定义。介入性医疗设备具有安装在介入性医疗设备的远端部分的第一跟踪元件。第一跟踪元件被配置为基于em定位器场来生成尖端位置数据。超声探头具有探头外壳、超声换能器机构和第二跟踪元件。探头外壳具有手柄部分和头部部分。超声换能器机构和第二跟踪元件安装到探头外壳。超声换能器机构具有有源超声换能器阵列，该阵列被配置为在与头部部分相关联的三维成像体积内的多个离散成像位置中的任何一个位置处生成二维超声切片数据。第二跟踪元件被配置为基于em定位器场来生成探头位置数据。显示屏幕被配置为显示超声图像。处理器电路通信耦合到第一跟踪元件、第二跟踪元件、超声换能器机构和显示屏幕。处理器电路被配置为执行程序指令，该程序指令处理二维超声切片数据，以生成用于在显示屏幕显示的超声图像。而且，处理器电路被配置为基于尖端位置数据和探头位置数据生成定位信号，以在多个离散成像位置中期望的成像位置处动态地定位有源超声换能器阵列，使得二维超声切片数据包括至少介入性医疗设备的远侧尖端，只要介入性医疗设备的远侧尖端的位置保持在三维成像体积中即可。
本发明的另一个版本在于适于用在这种系统中的电磁场发生器、适于用在这种系统中的介入性医疗设备、适于用在这种系统中的超声探头、适于用在这种系统中的显示屏幕，以及适于用在这种系统中的处理器电路。本发明的替代版本在于包括前一句中所述的任何对象的组合的系统。
本发明的另一种形式针对操作超声成像系统的方法，包括获取与介入性医疗设备相关联的第一跟踪元件的位置；获取与超声探头相关联的第二跟踪元件的位置；基于第二跟踪元件的位置确定超声探头的超声成像平面位置；确定介入性医疗设备的第一跟踪元件的位置与超声平面位置之间的偏移距离；以及驱动超声换能器机构，以在确定的会聚点处(如由偏移距离定义的)定位超声探头的有源超声换能器阵列。
根据本发明的另一方面，运动指示器位于超声探头和显示屏幕中的至少一个上。处理器电路可操作地耦合到运动指示器，其中，如果介入性医疗设备的远侧尖端目前位于三维成像体积之外，则在运动指示器处生成视觉提示，以提示用户在特定方向上将超声探头的头部部分移动到一般位置，使得介入性医疗设备的远侧尖端位于三维成像体积中。
根据本发明的另一方面，第三跟踪元件附连到患者，其中，当第三跟踪元件被em场发生器激励时，第三跟踪元件生成六轴患者位置数据，该六轴患者位置数据被供给处理器电路。处理器电路处理六轴患者位置数据，并将用于由有源超声换能器阵列捕获的图像的位置信息指派给从第三跟踪元件引用的3d体积内的已知位置。
根据本发明的另一方面，超声成像系统具有三维成像模式，其中，通过将超声探头保持在感兴趣区域上方的固定位置，扫描信号被供给超声换能器机构，以在位于换能器阵列下方的可能成像体积的至少一部分上方扫描有源超声换能器阵列。在扫描期间，有源换能器阵列被重复地致动，以生成多个顺序的二维超声数据切片，这些切片被组合，以形成从其生成三维超声图像的三维超声体积数据。
根据本发明的另一方面，有源超声换能器阵列被操作，以生成包括描述三维体积内的扫描位置的元数据的超声图像数据的多个集合。超声图像数据的多个集合被相加，以生成复合超声图像数据。
根据本发明的另一方面，在三维超声体积数据中定义期望的图像平面。生成对应于期望的图像平面的至少一个合成的扫描平面。
根据本发明的另一方面，从从三维超声体积数据获取的一系列二维b扫描超声图像切片中生成第一二维超声图像切片。第一二维超声图像切片包括感兴趣的特定区域。第一二维超声图像切片位于第一成像平面中，该第一成像平面与一系列二维超声图像切片的原生b扫描成像平面不同。至少一个切片选择滑块提供从第一二维超声图像切片开始的顺序平行变化，以手动选择平行于第一二维超声图像的第二二维超声图像切片，其中第二二维超声图像切片位于第一二维超声图像切片的任一侧上。
根据本发明的另一方面，调节在显示屏幕上显示的超声图像的朝向，使得所获取的超声图像数据的垂直顶部总是在显示屏幕上相对于患者的位置被渲染为“向上”，并且不管超声探头相对于患者的实际朝向如何。
本发明的另一方面针对操作超声成像系统的方法，包括获取与介入性医疗设备相关联的第一跟踪元件的位置；获取与超声探头相关联的第二跟踪元件的位置；基于第二跟踪元件的位置确定超声探头的超声成像平面位置；确定介入性医疗设备的第一跟踪元件的位置与超声平面位置之间的偏移距离；以及使用该偏移距离来近实时地动态控制超声成像系统的至少一个超声成像设置。如本文所使用的，术语“近实时”是指由处理系统的数据获取和处理速度限制的实时。至少一个超声成像设置可以包括超声聚焦，使得侧向分辨率在包含介入性医疗设备的深度处被优化。而且，至少一个超声成像设置可以包括深度设置，使得成像深度被自动调节，以匹配介入性医疗设备的深度。而且，至少一个超声成像设置可以包括缩放，其中成像窗口可以被“缩放”，使得感兴趣区域的更大视图被自动地显示给用户。
本发明的另一方面针对生成3d超声图像并提供介入性医疗设备对准模式的方法，包括获取对应于3d检测体积中超声探头的3d成像体积的3d体积数据集；获取超声探头相对于该3d检测体积的位置；获取介入性医疗设备相对于该3d检测体积的位置；确定介入性医疗设备相对于超声探头的3d成像体积的位置；确定与介入性设备的纵轴相交的介入性医疗设备对准平面；从3d成像体积中提取纹理切片，用于对应的介入性医疗设备对准平面的定位和旋转朝向；将纹理切片映射到介入性医疗设备对准平面上；以及将介入性医疗设备对准平面渲染为3d超声图像，并在显示屏幕上显示经渲染的3d超声图像。
本发明的另一方面针对使用超声成像系统的方法，该超声成像系统具有用于对患者体内感兴趣区域成像的超声探头和显示屏幕，该方法包括操作超声探头，以从多个单独的2d超声图像切片生成3d图像体积；检测由于周围组织的运动而在超声返回信号中产生的多普勒移位，其中周围组织由于定位在患者体内的振动源而共振；从多个单独的2d超声图像切片中选择包含多普勒移位的2d超声图像切片，所选择的2d超声图像切片提供振动源和周围组织的可视化；以及在显示屏幕上显示所选择的2d超声图像切片。
本发明的另一方面针对使用超声成像系统的方法，该超声成像系统具有用于对患者体内的感兴趣区域成像的超声探头和显示屏幕，该法包括操作超声探头，以从相对于患者的固定位置获取一系列3d数据集，每个3d数据集表示相同的3d图像体积，3d图像体积由多个单独的2d超声图像切片形成；使用运动过滤器算法在时空域中处理3d数据集的序列，以识别3d图像体积内运动的位置的笛卡尔坐标；选择多个单独的2d超声图像切片中包含所述运动的位置的笛卡尔坐标的2d超声图像切片；以及在显示屏幕上显示所选择的2d超声图像切片。
本发明的另一方面针对用于生成脉管系统的虚拟分段表示的方法，包括获取3d超声数据的3d体积，其包括用于该3d体积内的每个2d超声图像的位置的元数据，以形成3d数据集；在3d数据集内以预定的逐步增量向用户显示2d超声图像；在所显示的2d超声图像上选择脉管系统的感兴趣的开放管腔；在所选择的脉管系统的感兴趣的开放管腔中选择起点；调用分段算法来扩展和指定当前2d超声图像切片的感兴趣的开放管腔的完整管腔区域；将当前2d超声图像切片的感兴趣的开放管腔的完整管腔区域显示给用户，进行评估；保存与完整管腔区域相关联的数据；计算完整管腔区域的中心点；将该中心点投影到相邻的2d超声图像切片上；以及重复调用、保存、计算和投影的步骤，直到达到已经生成第一2d虚拟图像片段的终点。
该方法还可以包括：在重复动作之前，将相邻的2d超声图像切片拼接在一起，以形成3d分段模型；以及在显示屏幕上显示该3d分段模型。
根据本发明的另一方面，超声探头包括外壳、第一一维超声换能器阵列和第二一维超声换能器阵列。第一一维超声换能器阵列和第二一维超声换能器阵列包含在外壳中。第一一维超声换能器阵列和第二一维超声换能器阵列在第一方向定向。第二一维超声换能器阵列与第一一维超声波换能器阵列平行布置。第一机电驱动器包含在外壳中，并且被配置为在垂直于第一方向的横向方向中移动第一一维超声换能器阵列，以定义第一扫描模式。第二机电驱动器包含在外壳中，并且被配置成在垂直于第一方向的横向方向中移动第二一维超声换能器阵列，以定义第二扫描模式。电子控制电路电耦合到第一机电驱动器和第二机电驱动器。该电子控制电路被配置为向第一机电驱动器和第二机电驱动器中的每一个提供第一控制信号，以生成第一一维超声换能器阵列和第二一维超声换能器阵列的第一复合扫描模式，作为第一扫描模式和第二扫描模式的组合。
附图说明
通过结合附图参考以下本发明实施例的描述，本发明的上面提到和其它特征和优点以及获得它们的方式将变得更加明显，并且本发明将得到更好的理解，其中：
图1是根据本发明一方面的超声成像系统的图示。
图2是图1的超声成像系统的电气框图。
图3示出了在其远侧尖端附近具有跟踪元件的介入性医疗设备，诸如导管或护套。
图4示出了具有无线加密狗的介入性医疗设备，诸如导管。
图5a示出了具有超声换能器机构的图1的超声探头，该超声换能器机构具有被配置为生成二维超声切片数据的有源超声换能器阵列。
图5b示出了具有显示屏幕的图形用户接口，该显示屏幕示出了由图5a中绘出的超声探头获取的二维超声切片数据的二维超声图像。
图6a是图1的超声探头的实施例的框图，其具有可移动的一维换能器阵列。
图6b示出了图1和6a的超声探头，其中一部分被拆开，以暴露具有可移动的一维换能器阵列、滑架和步进电机的超声换能器机构。
图7a是图1的超声探头的另一个实施例的框图，其具有静止的二维换能器阵列。
图7b示出了图7a的超声探头，以幻影线(虚线)绘出了二维换能器阵列。
图8是绘出根据本发明一方面的锁定跟踪模式的流程图。
图9是绘出根据本发明一方面的超声数据获取的流程图。
图10示出了具有固定到皮肤上的位置跟踪元件的患者的总体侧视图。
图11示出了图1的图形用户接口的屏幕，其被配置为显示一个或多个合成的(用户选择的)扫描平面，诸如冠状扫描平面和轴向(矢状)扫描平面。
图12是图1的图形用户接口的图示，绘出了在矢状切片位置270处在三维成像体积中延伸通过一系列二维超声图像切片的矢状平面切片。
图13是图1的图形用户接口的图示，绘出了在冠状切片位置150处在三维成像体积中延伸通过一系列二维超声图像切片的冠状平面切片。
图14是描述根据本发明一方面的、从三维体积数据集导出或合成并在3d虚拟环境中的正确位置示出的超声图像集合的生成的流程图。
图15a是图1的超声探头的示意图，其取得患者腿部的一部分的二维超声成像切片。
图15b是图1的图形用户接口的示意图，其具有绘出面向患者的虚拟环境的面向患者的成像窗口，其中所获取的超声图像数据的位置和朝向在显示屏幕上被渲染成对应于患者的朝向，使得图像被获取的位置相对于患者的朝向和位置可以经由虚拟环境的使用被指示并传送给观看者。
图15c是图15b中所示的超声图像的全视图，其中所获取的超声图像数据的位置和朝向在显示屏幕上被渲染成对应于患者的朝向。
图15d是当根据现有技术被渲染时图15b中所示的超声图像的比较视图，其中在显示屏幕上被渲染的所获取的超声图像数据的朝向不对应于患者的朝向。
图16是根据本发明一方面的、与在3d虚拟环境中正确位置示出的图15b的面向患者的成像窗口的绘制相关联的面向患者的成像窗口模式或者虚拟环境成像模式的流程图。
图17示出了图1的图形用户接口的屏幕，该屏幕被配置为显示与介入性医疗设备的纵轴对准的一个或多个合成的扫描平面。
图18是绘出实现与图17的描绘相关联的介入性医疗设备对准模式的方法的流程图。
图19示出了图1的图形用户接口的屏幕，该屏幕被配置为显示包括两个3d分段模型的半透明虚拟图像部分。
图20a和20b形成根据本发明一方面的分段方法的流程图，以实现从其渲染并显示与图19的描绘相关联的3d分段模型的2d虚拟图像分段。
图21是根据本发明另一个实施例的、用在超声图像切片选择/定位中的多普勒图像定位的示意图。
图22是根据本发明另一个实施例的、用在超声图像切片选择/定位中的运动图像定位方法的框图。
图23绘出了根据本发明另一方面的、具有多个机电扫描的一维超声换能器阵列的超声探头。
图24是图23的机电扫描机构的示意图。
图25a绘出了图23和24的两个一维超声换能器阵列的示例性扫描模式，以获取覆盖超声探头下方的整个区域的3d数据集，其中两个一维超声换能器阵列中的每一个在相同的方向从左到右被扫描。
图25b绘出了图23和24的两个一维超声换能器阵列的示例性扫描模式，以获取覆盖超声探头下方的整个区域的3d数据集，其中两个一维超声换能器阵列中的每一个在相同的方向从右到左被扫描。
图26a示出了用于获取覆盖图23和24的超声探头下方的整个区域的3d数据集的扫描模式，其中两个一维超声换能器阵列在相反方向被扫描。
图26b绘出了用于获取仅覆盖图26a中所绘出的超声探头下方的整个区域的一部分的3d数据集的扫描模式，由此提供图23和24的超声探头的扫描模式或孔的减小。
贯穿若干视图，对应的标号指示对应的部分。本文阐述的示例说明了本发明的实施例，并且这些示例不应当被解释为以任何方式限制本发明的范围。
具体实施方式
现在参考附图，更具体地参考图1和2，示出了根据本发明的超声成像系统10。
超声成像系统10包括电磁(em)场发生器12、超声控制台14和超声探头16(手持式)。超声探头16通过柔性电缆17连接到超声控制台14。对超声成像系统10的补充是介入性医疗设备18。
如本文所使用的，术语“介入性医疗设备”是细长的侵入式医疗装置，其被配置为插入到患者的组织、血管或腔体中。在本发明的语境中，介入性医疗设备18可以是例如导管、损伤交叉导管(诸如可从c.r.bard公司获得的
超声成像系统10被配置为跟踪超声探头16和介入性医疗设备18的位置，并且进而操作超声探头16，使得超声探头16的有源超声换能器阵列被动态地定位，以成像介入性医疗设备18的期望部分，如下面进一步描述的。
在本实施例中，超声控制台14包括移动外壳20，图形用户接口22和处理器电路24安装到该外壳。图形用户接口22可以是触摸屏显示器26的形式，其具有显示屏幕28。图形用户接口22用于向用户显示信息，并且经由触摸屏26适于用户输入。例如，触摸屏26被配置为显示从由超声探头16提供的二维超声切片数据形成的超声图像、显示3d体积内被跟踪的元件的虚拟位置信息，并且显示意在引导用户将超声探头16正确定位在感兴趣区域上方的提示。此外，显示屏幕28可以被配置为标准的2d显示器，或者可选地，可以被配置为3d显示器。例如，可以设想，由超声成像系统10捕获的3d数据集可以经由向用户呈现3d图像的自动立体或其它显示方法呈现给用户。
处理器电路24是具有数据处理能力和命令生成能力的电路，并且在本实施例中具有微处理器24-1和相关联的非瞬态电子存储器24-2。如本领域技术人员将认识到的，微处理器24-1和相关联的非瞬态电子存储器24-2是商业可用的部件。如本领域中已知的，微处理器24-1可以是单个微处理器或者两个或更多个并行微处理器的形式。非瞬态电子存储器24-2可以包括多种类型的数字数据存储器，诸如随机存取存储器(ram)、非易失性ram(nvram)、只读存储器(rom)，和/或电可擦除可编程只读存储器(eeprom)。非瞬态电子存储器24-2还可以包括在上述一种或多种电子存储器形式中或者在计算机硬盘驱动器或光盘上的大容量数据存储。可替代地，处理器电路24可以被组装为一个或多个专用集成电路(asic)。
处理器电路24处理从程序源(诸如软件或固件)接收的程序指令，处理器电路24能够电子访问该程序源。更具体而言，如下面更充分描述的，处理器电路24被配置为处理从超声探头16和介入性医疗设备18接收的位置信号，并生成被调节并作为控制输出提供给超声探头16的数字定位信号。更具体而言，数字定位信号和控制输出对应于超声探头16的扫描轴(例如，y轴)上的坐标，在该坐标处将要定位超声探头16的有源超声换能器阵列。
处理器电路24分别经由内部总线结构30-1、31-1和32-1通信耦合到探头输入/输出(i/o)接口电路30、探头位置控制电路31和设备输入/输出(i/o)接口电路32。如本文所使用的，术语“通信耦合”意味着连接为了通信而通过通信介质连接，其中通信介质可以是具有电导体和/或印刷电路导电路径的直接有线连接，并且可以是具有中间电路(诸如放大器或中继器)的间接有线或无线连接。探头输入/输出(i/o)接口电路30和探头位置控制电路31被配置为连接到电缆17，电缆17进而连接到超声探头16。在本实施例中，设备输入/输出(i/o)接口电路32被配置为连接到柔性电缆34，柔性电缆34进而连接到介入性医疗设备18。
再次参考图1，em场发生器12放在患者p的感兴趣区域附近，并且被用于三角测量一个或多个被跟踪的元件的位置，诸如超声探头16和介入性医疗设备18的位置。em场发生器12可以是例如可从northerndigital公司(ndi)获得的
还参考图3，介入性医疗设备18具有远侧尖端40和从远端尖端40向近侧延伸的远端部分42。在本实施例中，跟踪元件44(即，电线跟踪线圈)安装在介入性医疗设备18的远侧尖端40附近的远端部分42。在前一句的语境中，术语“近”是0至2厘米(cm)的范围，并且远端部分42的范围在1毫米(mm)至3cm的范围内。但是，本领域技术人员将认识到，跟踪元件44在介入性医疗设备18上的确切放置位置将依赖于介入性医疗设备18要被超声成像系统10跟踪的部分。跟踪元件44允许介入性医疗设备18相对于超声探头16的位置是已知的，如下面更全面描述的。
跟踪元件44被配置为基于由em场发生器12生成的em定位器场36生成定义五个自由度的尖端位置数据。这五个自由度是x轴、y轴、z轴、俯仰和偏航。如果需要，也可以包括第六个自由度，即，滚动。介入性医疗设备18的跟踪元件44经由电缆34通信耦合到超声控制台14的处理器电路24，其中电缆34充当处理器电路24和跟踪元件44之间的通信链路46。如本文所使用的，“通信链路”是指数据(即，信息)和/或电力信号经有线或无线通信介质的电传输。在本实施例中，由电缆34提供的通信链路46是将跟踪元件44物理连接到超声控制台14并进而连接到处理器电路24的多导体电缆。
可替代地，如图4中所绘出的，代替物理连接，通信链路46可以是经由附连到介入性医疗设备18的蓝牙加密狗48的短距离无线连接的形式，诸如蓝牙。蓝牙加密狗48被配置为使用蓝牙协议的蓝牙发送器，并且对应的蓝牙接收器连接到处理器电路24。蓝牙加密狗48将来自跟踪元件44的跟踪信息和与介入性医疗设备18相关联的其它信息(诸如操作状态)传送到超声成像系统10的处理器电路24。而且，在em跟踪部件是需要电源的有源电路的情况下，蓝牙加密狗48可以被用来向结合到介入性医疗设备18中的em跟踪部件提供电力。
蓝牙加密狗48可以是一次性的，并且包括在每个介入性医疗设备18中。可替代地，蓝牙加密狗48可以是可重用的。通过将灭菌的加密狗放在向介入性医疗设备18进行无菌连接的无菌袋中，解决可重用的加密狗的无菌要求。
如图5a中所示，超声探头16包括具有与头部部分54接合的手柄部分52的探头外壳50。在本实施例中，手柄部分52具有与头部部分54大致垂直的范围(+5度的范围)。
超声探头16经由电缆17通信耦合到超声控制台14的处理器电路24，电缆17可以是有线或无线连接。在本实施例中，参考图2，电缆17被描绘为将超声探头16物理连接到超声控制台14的多导体电缆，并且包括通信链路56、通信链路58和通信链路60，每个通信链路都由电线导体形成。但是，预期通信链路56、通信链路58和通信链路60中的一个或多个可以是(短距离)无线连接的形式(诸如蓝牙)。处理器电路24的部分也可以嵌在超声探头中，以分析或处理从超声发射元件接收/发送到超声发射元件的信号。然后，经分析或处理的信号经由电缆被发送回控制台。
参考图2，超声探头16包括超声换能器机构62和跟踪元件64。超声换能器机构62和跟踪元件64都安装到探头外壳50(也参见图5a)，并且可以包含在探头外壳50内，外壳50可以由塑料制成。而且，跟踪元件64可以嵌在探头外壳50的塑料中。超声换能器机构62经由通信链路56和58通信耦合到处理器电路24。
参考图2和5a，超声换能器机构62具有有源超声换能器阵列66，该阵列被配置为在与超声探头16的头部部分54相关联的三维成像体积68内多个离散成像位置中任何一个位置处生成表示二维超声成像切片67的二维超声切片数据。三维成像体积68由超声发射在z轴方向上的穿透深度68-1、超声发射在x轴的宽度68-2以及沿y轴的超声换能器扫描范围68-3定义。有源超声换能器阵列66可以是例如线性超声换能器阵列形式的一维换能器阵列，或者可替代地，可以是凸或凹超声换能器阵列的形式。如本文所使用的，术语“一维换能器阵列”是布置成单行的超声换能器元件的阵列，其中行可以是线性的或弯曲的。
有源超声换能器阵列66经由通信链路58通信耦合到处理器电路24，并且经由通信链路58将二维超声数据供给处理器电路24。自动地，或可替代地基于图形用户接口22处的用户输入，处理器电路24执行将二维超声数据存储在非瞬态电子存储器24-2中提供的大容量存储中的程序指令。
还参考图5b，处理器电路24包括电路系统，或者可替代地执行程序指令，以将二维超声数据转换成用于在图形用户接口22的显示屏幕28上作为二维超声图像69观看的形式。二维超声图像69绘出了具有位于血管bv中的跟踪元件44的介入性医疗设备18，并且绘出了与血管内栓塞ic啮合的介入性医疗设备18的远端部分42的远侧尖端40。
再次参考图2和5a，跟踪元件64(即，电线跟踪线圈)被配置为基于由em场发生器12生成的em定位器场36生成定义六个自由度的探头位置数据。六个自由度是x轴、y轴、z轴、俯仰、偏航和滚动。跟踪元件64经由通信链路60通信耦合到处理器电路24，并且经由通信链路60将探头位置数据供给处理器电路24。跟踪元件64允许确定超声探头16在检测体积38内的位置，如图1中所绘出的，其中检测体积38比图5a中绘出的超声探头16的三维成像体积68大得多(大20多倍)。
根据本发明，超声探头16的超声换能器机构62的有源超声换能器阵列66可以结合可移动的一维(1d)换能器阵列，如图6a和6b中绘出的实施例中那样。可替代地，如图7a和7b中所绘出的，超声探头16的超声换能器机构62的有源超声换能器阵列66可以是二维(2d)矩阵换能器阵列的可选择部分的形式。
在图6a和和6b中绘出的实施例中，有源超声换能器阵列66在物理上相对于探头外壳50可移动，即，动态地定位在探头外壳50内，以便捕获三维成像体积68内在超声探头16下方的位置的超声图像(为了方便，以图形示出的立方体体积)。
在图6a和6b的实施例中，超声换能器机构62包括一维(1d)超声换能器阵列70、滑架72和步进电机74。在本实施例中，一维超声换能器阵列70充当有源超声换能器阵列66。一维超声换能器阵列70具有一行多个分立的超声换能器元件。
滑架72连接到一维超声换能器阵列70，使得一维超声换能器阵列70与滑架72一致地移动。在两个平移方向d1、d2中确定的一个方向，滑架72将步进电机74的可旋转轴74-1的旋转转换成滑架72的线性平移，并进而转换成一维超声换能器阵列70相对于探头外壳50的头部部分54的线性平移。
步进电机74经由电缆17的通信链路56可操作地(电气和通信地)连接到探头位置控制电路31(参见图2)。在本实施例中，探头位置控制电路31是电机控制电路的形式，其将由处理器电路24供给的数字定位信号转换成步进电机定位信号，该步进电机定位信号可以包括多个步进电机控制信号，并由电机控制电路76提供给步进电机74，以命令旋转轴74-1旋转对应于由数字定位信号规定的量和位置的量。在本实施例中，数字定位信号和步进电机定位信号在本文被统称为“定位信号”，因为步进电机定位信号是数字定位信号的形式变化，并且“定位信号”在本文被认为是由处理器电路24生成的。
滑架72将步进电机74的可旋转轴74-1的旋转转换成滑架72的线性平移，并进而在两个平移方向d1、d2中确定的一个相对于探头外壳50的头部部分54将一维超声换能器阵列70移动到由处理器电路24生成的数字定位信号所规定的位置。因此，基于由处理器电路24发起的定位信号，一维超声换能器阵列70可以相对于探头外壳50的头部部分54被移动到期望的位置。
图6b示出了滑架72的实施例，其中滑架72具有悬挂在两个纵向隔开的空转齿轮/滑轮80-1、80-2之间的环形齿形带78。步进电机74的可旋转轴74-1连接到驱动齿轮82。驱动齿轮82与环形齿形带78的齿可驱动地啮合。一维超声换能器阵列70附连到环形齿形带78的下部行程78-1，并且沿着两个纵向隔开的空转齿轮/滑轮80-1、80-2之间的纵向范围可移动。照此，悬挂在两个纵向隔开的空转齿轮/滑轮80-1、80-2之间的齿形带78的布置将步进电机74的可旋转轴74-1的旋转转换成一维超声换能器阵列70在两个平移方向d1、d2中可选择的一个方向中的平移。
在图7a和7b中绘出的替代实施例中，并且被识别为超声探头16-1，替代的超声换能器机构62-1包括二维(2d)超声换能器阵列84，并且探头位置控制电路31(参见图2)在用于寻址电子存储器的类型的矩阵地址电路的形式。二维超声换能器阵列84具有以矩阵图案布置的分立超声换能器元件的多个列84-1和多个可寻址行84-2。二维超声换能器阵列84可以是平面换能器布置，或者可替换地可以是凹或凸布置。二维超声换能器阵列84经由通信链路58通信耦合到处理器电路24，以将来自二维超声换能器阵列84的二维超声数据供给处理器电路24。
在图7a、7b的实施例中，参考图2，探头位置控制电路31电连接到处理器电路24，以接收由处理器电路24生成的数字定位信号。在本实施例中，探头位置控制电路31作为矩阵地址电路操作，以将由处理器电路24供给的数字定位信号转换成行选择定位信号，该行选择定位信号经由通信链路56被供给二维(2d)超声换能器阵列84，以动态地选择分立超声换能器元件的多行84-2中的一行作为有源线性超声换能器阵列66。因此，行选择定位信号对应于由处理器电路24生成的数字定位信号所规定的位置。
在图7a和7b的实施例中，由于行选择定位信号是数字定位信号的形式变化，因此数字定位信号和行选择定位信号在本文被统称为“定位信号”，并且“定位信号”在本文被认为是由处理器电路24生成的。
照此，图7a和7b的实施例模拟上面关于图6a和6b讨论的一维超声换能器阵列70的动态定位，并且允许对超声探头将在三维成像体积68内该超声探头下方成像进行类似的控制(参见图5a)。
根据本发明，并且鉴于上面讨论的实施例，超声成像系统10提供“锁定”功能，其中超声探头16和介入性医疗设备18中的每一个的位置被跟踪，并且超声探头16中的有源超声换能器阵列66被动态地定位在跟踪信息的会聚处，这将参考图8的流程进一步描述。回想一下，处理器电路24通信耦合到介入性医疗设备18的跟踪元件44、超声探头16的跟踪元件64、超声探头16的超声换能器机构62以及具有显示屏幕28的图形用户接口22中的每一个。
参考图8，在步骤s100，超声成像系统10的跟踪和数据获取方面被初始化。具体而言，处理器电路24执行程序指令以确定与超声探头16和介入性医疗设备18中的每一个相关联的跟踪元件的类型、处理器电路24和每个超声探头16和介入性医疗设备18之间的通信速率、数据获取更新的速率，以及探头参数。这种探头参数可以包括扫描范围起点和终点，以及有源超声换能器阵列66相对于原点71(参见图5a)的运动的期望速度，其中原点定义x、y和z轴上的0，0，0位置。而且，超声探头16和介入性医疗设备18的跟踪元件的位置可以相对于由em场发生器12(参见图1)定义的3d检测体积38来校准。
在步骤s102，“while”定义进入连续循环的入口，以将超声探头16的有源超声换能器阵列66的超声成像平面的位置与跟踪元件44的位置会聚并进而与介入性医疗设备18的尖端40虚拟会聚。处理器电路24保持在这个连续循环中，直到程序执行停止。
在步骤s104，相对于由em场发生器12定义的3d检测体积38确定介入性医疗设备18的跟踪元件44的当前位置。具体而言，介入性医疗设备18的跟踪元件44基于由em场发生器12生成的em定位器场36生成作为物理坐标的尖端位置数据，并且将与物理坐标相关联的尖端位置数据提供给处理器电路24。
在步骤s106，与步骤s104并行地，相对于由em场发生器12定义的3d检测体积38确定超声(us)探头16的跟踪元件64的当前位置。具体而言，超声探头16的跟踪元件64基于由em场发生器12生成的em定位器场36生成作为物理坐标的探头位置数据，并且将与物理坐标相关联的探测位置数据提供给处理器电路24。
在步骤s108，基于探头位置数据确定超声平面位置(b扫描位置)。具体而言，处理器电路24执行定义垂直于超声探头16的头部部分54的表面(例如，从该表面向下指向)的单位向量的程序指令，即，在图5a的原点71(0，0，0)处的z轴，其中单位向量最初位于当前超声图像平面上。处理器电路24执行程序指令以虚拟地将向量旋转成与当前超声图像平面正交。然后，处理器电路24执行程序指令以使用在步骤s106获取的探头位置数据绕z轴旋转法向向量，其对应于超声探头的朝向角度。然后，处理器电路24执行程序指令以使用以下公式来确定当前超声图像平面相对于原点的位置：
公式1：超声平面位置＝(ax+by+cz+d)，其中a、b、c是定义超声探头16的平面的(探头位置数据的)x、y、z位置坐标的系数，并且d是从原点71到ax+by+cz平面的距离向量的长度。
在步骤s110，处理器电路24执行程序指令以计算如由尖端位置数据定义的介入性医疗设备18的位置与超声探头16的(在步骤s108确定的)超声平面位置之间的偏移距离，通过使用以下公式：
公式2：offset＝(ax1+by1+cz1+d)/sqrt(a2+b2+c2)，其中：a、b、c和d是超声平面位置的系数(参见步骤s108)，并且x1、y1、z1是介入性医疗设备18的(尖端位置数据的)位置坐标。
公式2偏移计算给出了从介入性医疗设备18的跟踪元件44到超声平面位置的最小或垂直距离，该距离是超声换能器机构62需要移动有源超声换能器阵列66的距离(和方向)，使得存在超声位置平面与介入性医疗设备18的跟踪元件44并进而与远侧尖端40的会聚(交叉)。因此，在本质上，该计算确定用来实现尖端位置数据与和探头位置数据相关联的超声平面位置的会聚的偏移。
在步骤s112，驱动超声换能器机构62，以将有源超声换能器阵列66定位在如由步骤s110计算出的offset定义的所确定的会聚点处。具体而言，处理器电路24执行处理offset的程序指令以生成对应于会聚点的定位信号，并且该定位信号被通信耦合到超声换能器机构62，以动态地将有源超声换能器阵列66定位在多个离散成像位置中的期望成像位置处，使得由有源超声换能器阵列66捕获的二维超声切片数据包括至少介入性医疗设备18的远侧尖端40的图像，只要介入性医疗设备18的远侧尖端40保留在三维成像体积68内超声探头16的头部部分的表面之下即可。
在图6a和6b的实施例中，定位信号将导致(culminate)供给步进电机74的步进电机控制信号。在图7a和7b的实施例中，定位信号将导致供给二维超声换能器阵列84的行选择信号。如本文所使用的，关于超声探头16的术语“之下”或“底层”是指在超声探头16的可能成像视图范围内。
其后，过程返回到步骤s102，“while”，以在连续循环中继续维持超声探头16的有源超声换能器阵列66的位置与介入性医疗设备18的跟踪元件44的会聚并进而与远侧尖端40的会聚。
参考图9，示出了描述与上面关于图8描述的“锁定”功能并发的，即，在“锁定”功能期间，获取超声数据的流程图。
在步骤s200，超声探头16被配置用于获取超声数据。例如，可以设置参数，诸如期望的分辨率，以及用以实现期望的穿透深度的有源超声换能器阵列66的发射强度。对于二维图像扫描，超声成像系统10被配置为收集一系列二维超声成像切片(超声b扫描)数据。对于体积扫描成像，超声成像系统10被配置为收集一系列超声b扫描数据，以形成表示三维成像体积68的三维超声体积数据，c扫描数据或其它面向平面的数据可以从该数据得出。
在步骤s202，“while”利用超声探头16的有源超声换能器阵列66定义用于获取超声数据的连续循环的入口。
在步骤s204，获取超声图像数据。更具体而言，参考图2和5a，处理器电路24被配置为执行程序指令，或者可选地包括电路系统，以处理由超声探头16的超声换能器机构62的有源超声换能器阵列66生成的二维超声切片数据，并且生成用于在图形用户接口22的显示屏幕28处显示的超声图像。而且，处理器电路24可以执行程序指令以自动将二维超声切片数据存储在非瞬态电子存储器24-2中，并且因此累积感兴趣的位置的多个图像数据集。可替代地，图形用户接口22可以向处理器电路24提供用户命令，以根据需求按来自用户的命令将二维超声切片数据存储在非瞬态电子存储器24-2中。
对于二维图像扫描，收集一系列二维超声成像切片(超声b扫描)数据并将其存储在非瞬态电子存储器24-2中。对于体积扫描成像，有源超声换能器阵列66沿着y轴跨三维成像体积68的所有或选定部分扫描，以对超声探头16的头部部分54下方的底层区域取得详细体积扫描，使得表示三维成像体积的一系列超声b扫描数据被收集并存储在非瞬态电子存储器24-2中。
其后，该过程返回到步骤s202，“while”，以继续获取和更新超声数据。
虽然超声探头16与介入性医疗设备18的远侧尖端40的相对运动将导致介入性医疗设备18的远侧尖端40的位置在三维成像体积68中的运动，只要跟踪元件44以及因此介入性医疗设备18的远侧尖端40保持在超声探头16的三维成像体积68中，超声成像系统10能够动态地定位有源超声换能器阵列66，以在三维成像体积68中的多个离散成像位置中的期望成像位置处会聚，使得二维超声切片数据包括介入性医疗设备18的至少远侧尖端40的图像，用于生成在显示屏幕28上显示的超声图像。
但是，再次参考图5a，在介入性医疗设备18的跟踪元件44在三维成像体积68之外的情况下，位于超声探头16和图形用户接口22(也参见图2)的显示屏幕28中的至少一个上的运动指示器88被提供，以引导用户相对于被跟踪的介入性医疗设备18可接受地放置超声探头16。运动指示器88可操作地耦合到处理器24，并且可以是方向箭头的形式，其可以被处理器电路24选择性地照射，以便引导用户相对于被跟踪的介入性医疗设备18可接受地放置超声探头16。
具体而言，基于由介入性医疗设备18的跟踪元件44提供的尖端位置数据和由处理器电路24处理的超声探头16的跟踪元件64的探头位置数据，处理器电路24执行程序逻辑，以确定是否介入性医疗设备18的跟踪元件44在三维成像体积68之外，并因此在超声探头16的可成像范围之外。
例如，当具有跟踪元件64的超声探头16和具有跟踪元件44的介入性医疗设备18放在em场发生器12的检测体积38内时，跟踪元件44和跟踪元件64二者的位置以及跟踪元件44与跟踪元件64之间的相对距离由处理器电路24计算。使用这种位置和距离信息，处理器电路24执行程序指令以确定介入性医疗设备18的远侧尖端40是否目前位于三维成像体积内。如果是这样，则超声成像系统10的处理器电路24还执行程序指令以在运动指示器88处生成视觉提示，以提示用户在特定方向将超声探头16的头部部分54移动到一般位置，使得介入性医疗设备18的跟踪元件44以及因此远侧尖端40留在三维成像体积68内超声探头16下方，由此允许超声探头16的有源超声换能器阵列66自动捕获包含介入性医疗设备18的跟踪元件44和远侧尖端40的超声图像数据，用于在显示屏幕28上显示。
因此，在实践本发明的“锁定”功能动作模式时，如果介入性医疗设备18的跟踪元件44以及因此远侧尖端40在超声探头16的三维成像体积68之外，则将以的运动指示器88的形式生成手动探头定位提示，该提示在超声探头16和/或图形用户接口22上存在，以提示用户将超声探头16移动到包含具有跟踪元件44的介入性医疗设备18的一般位置，使得介入性医疗设备18的跟踪元件44和远侧尖端40留在超声探头16的三维成像体积68内。当介入性医疗设备18横穿三维成像体积68时，用户可以操作图形用户接口22，以将参考位置(即，种子点)存储在存储器24-2中三维成像体积68内的一个或多个特定的感兴趣区域中的每一个处，以便促进快速且准确地返回到三维成像体积68内的标记位置。因为介入性医疗设备18的远侧尖端40的位置在物理环境中是已知的，所以具体的位置可以经由其在超声成像系统10中的坐标来指定。还可以在3d虚拟环境中向用户显示指示这个位置的视觉标记，并且在显示屏幕28上存留用户在图形用户接口22指定的时间段。这些标记可以被用来表示在血管手术过程中用户可能返回的临床相关位置。
一旦用户将超声探头16放在要被可视化的一般区域上方，来自超声探头16和介入性医疗设备18的位置信息就被进一步用来移动超声探头16的有源超声换能器阵列66的位置，即使超声探头16没有直接放在介入性医疗设备18的跟踪元件44/远侧尖端40上方，这允许超声成像系统10会聚在包括底层介入性医疗设备18的二维超声图像切片上。在期望的超声图像切片与跟踪元件/远侧尖端40的位置不直接一致的情况下，如果期望，则可以在图形用户接口22选择线性偏移，以沿着介入性医疗设备18的长度移位会聚位置。这种偏移可以在跟踪元件44的位置的或者近侧或者远侧，并且可以是距离的形式。而且，可以在图形用户接口22选择旋转偏移，以改变二维超声图像切片相对于介入性医疗设备18的纵轴的旋转位置，并且可以是角增量的形式。
超声探头16的有源超声换能器阵列66的位置被近实时地动态调节，受数据获取和处理速度的限制，这允许超声成像系统10适应超声探头16位置、介入性医疗设备18的跟踪元件44的位置和/或患者位置的小变化，使得底层介入性医疗设备18的超声图像维持在超声探头16的视野内。
如果待成像的介入性医疗设备18移动到超声探头16下面的可能的三维成像体积68之外，则再次生成以运动指示器88的形式的定位提示，并被用来提示用户在允许超声成像系统10再次会聚在底层介入性医疗设备18上并显示其的方向移动超声探头16。
参考图9的步骤s204，超声成像系统10还可以以三维(3d)高分辨率扫描成像模式操作。
一般而言，进一步参考图5a，在三维(3d)高分辨率成像模式下，超声探头16被保持在感兴趣区域上的固定位置，并且有源超声换能器阵列66沿着y轴跨三维成像体积68的所有或选定部分被扫描，以取得对超声探头16的头部部分54下方的底层区域的详细体积扫描。超声探头16可以由用户的手保持在固定位置。包含从在高分辨率模式下获得的每个二维切片的定位位置(positionlocation)的元数据被进一步用来识别从相同的空间点拍摄的图像，并随后被用于图像集成处理。
更具体而言，在3d高分辨率成像模式下，超声控制台14的处理器电路24被配置为执行程序指令以生成供给超声换能器机构62的扫描信号，以扫描在三维成像体积68的至少一部分上方的有源超声换能器阵列66。有源超声换能器阵列66在扫描期间被重复地致动，以生成存储在存储器24-2中并被组合以形成3d超声体积数据的多个(即，一系列)顺序的二维超声切片，从3d超声体积数据形成三维(3d)高分辨率超声图像并显示在图形用户接口22的显示屏幕28上(也参见图2)。
可以通过生成感兴趣的位置的复合超声图像来改善高分辨率3d图像的质量。因为超声探头16的位置是处理器电路24已知的，所以可以取得在三维成像体积68中在超声探头16的头部部分54的表面下面(例如垂直于该表面)的特定位置的2d或3d超声图像的多个集合，并且存储在非瞬态电子存储器24-2中，从该数据集，可以通过将同一位置的超声图像的多个集合加在一起来从2d或3d超声图像的多个集合生成混合的复合超声图像。
具体而言，处理器电路24被配置为执行程序指令以操作有源超声换能器阵列66来产生超声图像数据的多个集合，其包括对应于特定位置的元数据，即，描述三维体积68内的扫描位置的元数据，并将这多个集合保存在非瞬态电子存储器24-2中。处理器电路24还被配置为执行程序指令以对超声图像数据的多个集合求和，以生成复合(混合)超声图像数据，然后数据被存储在非瞬态存储器24-2中和/或显示在图形用户接口22的显示屏幕28上。
还参考图10，也可以通过跟踪患者p的位置相对于超声探头16的位置从而减少3d图像中的运动伪影来改善高分辨率3d图像的质量。诸如通过粘合剂，第三em跟踪元件90(即，电线跟踪线圈)被固定到患者身上。跟踪元件90通过通信链路92(诸如有线或无线连接)通信耦合到超声控制台14的处理器电路24。跟踪元件90在被电磁(em)场发生器12激励时生成经由通信链路92供给处理器电路24的三轴患者位置数据。处理器电路24处理三轴患者位置数据，以进一步响应于患者的任何运动而调节超声探头16的有源超声换能器阵列66的位置。换句话说，跟踪元件90允许患者的位置已知，这进而允许超声成像系统10针对患者产生的任何运动调节超声探头16的有源超声换能器阵列66的位置。
超声成像系统10还可以被操作为渲染并显示一个或多个合成的(用户选择的)扫描平面。
还参考图11，示出了具有在显示屏幕28上显示的三维超声图像94和用户控件96的图形用户接口22。如上所述，可以生成多个(即，一系列)顺序的二维超声片段并将其组合，以生成定义三维成像体积的3d超声体积数据。使用从超声探头16获取的3d超声体积数据，用户可以选择渲染并显示一个或多个合成的(用户选择的)扫描平面，诸如冠状扫描平面98和轴向(矢状)扫描平面100。
具体而言，用户可以使用用户控件96来定义相对于与三维超声图像94相关联的3d超声体积数据的期望的合成平面朝向。从在用户控件96处提供的平面朝向输入，超声成像系统10的处理器电路24执行程序指令以在三维超声图像94的3d超声体积数据内识别与期望的合成平面朝向相关联的图像数据。期望的合成平面可以通过3d超声体积数据中的多个二维图像数据切片。一旦识别出与3d超声体积数据内的期望的合成平面朝向相关联的图像数据，期望的一个或多个合成的(用户选择的)扫描平面可以被渲染并显示在图形用户接口22的显示屏幕28上所生成的三维超声图像94内，如图11中所示，或者作为独立的二维图像。这些附加视图可以允许进一步检查底层解剖结构，除此之外通常是经由荧光透视获得的解剖结构，这进而可以导致改善的临床结果。
各种视图(诸如与矢状平面、横向平面和冠状平面相关联的视图)可以被可视化，并且来自一个或多个或全部平面的切片(如由(一个或多个)被跟踪的设备(例如，介入性医疗设备18的跟踪元件44和/或超声探头16的跟踪元件64)定义的)可以单独显示或作为一组显示。还可以设想，不彼此以90度存在的扫描平面也可以由用户定义和选择。此外，用户定义的扫描平面可以不是平面的，并且可以遵循弯曲的路径。
本发明的另一方面通过减小沿y轴的扫描范围(参见图5a)提供围绕所确定的感兴趣区域(即，介入性医疗设备18的跟踪元件44的位置周围的区域)的三维成像体积的集中，从而减少了充分观察包围介入性医疗设备18的区域所需的三维超声体积数据的量。换句话说，在初始的3d超声体积数据扫描之后，对于中心在所确定的感兴趣区域的后续3d超声体积数据扫描，有源超声换能器阵列66沿y轴的扫描范围减小，即，集中到最感兴趣的区域，从而减少扫描时间和充分表示感兴趣的三维体积所需的数据的量。
具体而言，处理器电路24执行程序指令以确定定义三维成像体积68的三维超声体积数据中的感兴趣区域。处理器电路24还执行程序指令以减少超声换能器机构62的有源超声换能器阵列66沿y轴的扫描范围，用于从先前扫描的扫描范围的感兴趣区域获取在所述感兴趣区域的后续三维超声体积数据，以便减少从先前扫描的数据获取三维超声体积数据的量。
参考图12和13，作为本发明的另一方面，图形用户接口22的用户控件96可以包括一个或多个切片选择滑块102，诸如冠状滑块102-1和矢状滑块102-2，以提供正在显示的自动或手动选择的二维超声图像切片的顺序变化。
还参考图5a，可以生成并组合多个(即，一系列)顺序的二维超声b扫描成像切片67并将其组合，以生成定义三维成像体积68的3d超声体积数据。照此，基于介入性医疗设备18的跟踪元件44和超声探头16的跟踪元件64的位置的跟踪，可以从包括特定感兴趣区域(诸如介入性医疗设备18的远侧尖端40)的3d超声体积数据生成期望的成像平面上的期望的二维超声图像切片。期望的二维超声图像切片可以在与顺序二维超声成像切片67的原生b扫描成像平面的成像平面不同的成像平面中，当其被组合时，形成定义三维成像体积的3d超声体积数据68。
因此，如果期望，则切片选择滑块102允许用户在一个或多个成像平面中的每一个中选择切片，用于显示，其中所选择的二维超声图像切片可以与自动或手动选择的二维超声图像切片相交或位于其任一侧。切片选择滑块102被配置为提供从初始选择的二维超声图像切片的顺序并行变化，以手动选择平行于最初选择的二维超声图像的第二二维超声图像切片，其中第二二维超声图像切片位于最初选择的二维超声图像切片的任一侧。
例如，图12是在图形用户接口22处的图示表示，其绘出了在矢状切片位置270处延伸通过三维成像体积68中的一系列二维超声图像切片67的矢状平面切片104的选择。通过使用上下箭头之一操纵矢状滑块102-2，可以选择平行于矢状切片位置270的矢状切片位置271或其它位置1-269或272-560，以供显示。同样，图13是绘出在冠状切片位置150处延伸通过三维成像体积68中的一系列二维超声图像切片67的冠状面切片106的选择。通过使用上下箭头之一操纵冠状滑块102-1，可以选择冠状切片位置151或其它位置1-149或152-560，以供显示。
参考图14，示出了描述生成作为三个正交超声图像的集合的3d超声图像的流程图。
在步骤s300，为了将三维超声图像作为三个正交图像的集合进行渲染，超声成像系统10被初始化，诸如设置处理器电路24和用于构建3d模型的图形用户接口22。
在步骤s302，“while”定义到用于生成和更新所显示的3d超声图像的连续循环的入口。
在步骤s304，基于如在图8的步骤s106确定的超声探头16的位置来更新超声(us)体积变换节点。具体而言，处理器电路24执行移动三维成像体积68的3d模型以匹配超声探头16的当前位置的程序指令。
在步骤s306，使用从图8的步骤s110计算出的偏移量(offset)，以及如图9的步骤s204中所描述的3d图像数据获取，处理器电路24执行程序指令，该程序指令从包括介入性医疗设备18的跟踪元件44并进而包括远侧尖端40的c扫描数据切片中选择二维超声成像切片67(b扫描)。
在步骤s308，处理器电路24执行程序指令，该程序指令生成在与匹配超声探头16的当前位置的三维成像体积68相关联的虚拟3d环境中表示三个正交图像的3d显示数据。处理器电路24将3d显示数据发送到用户接口22，用于在显示屏幕28上作为三个正交图像显示，其包括介入性医疗设备18的跟踪元件44并进而包括远侧尖端40。
其后，过程返回到步骤s302，“while”，以继续更新所显示的3d超声图像。
现在参考图15a、15b、15c和16，下面描述一种面向患者的成像窗口模式。过去，在超声显示屏幕上渲染为“向上”的朝向遵循超声探头的朝向。但是，在本发明的这个方面中，不管超声探头的实际朝向如何，所显示的超声图像的朝向对于患者的朝向都是真实的。
图15a示出超声探头16的图示，其采用患者腿部l的一部分的二维超声成像切片67。为了比较，注意上部血管107-1和左下血管107-2相对于患者p的腿部l的朝向的位置和朝向。
图15b是图形用户接口22的图示，其具有绘出图形用户接口22的显示屏幕28上面向患者的虚拟环境的面向患者的成像窗口108，其中所获取的超声图像数据的位置和朝向在显示屏幕上28被渲染为对应于患者p的朝向，其中超声图像相对于患者p的位置被获取的朝向和位置被指示并经由虚拟环境的使用传送给临床医生。具体而言，图15b示出了图形用户接口22的图示，图形用户接口22具有患者定向成像窗口108，其包括腿部l的图像，该图像被渲染为患者腿部l的实际图像，或者作为计算机生成的虚拟渲染，并且包括超声探头16的虚拟渲染和由超声探头16生成的二维超声成像切片67。还示出了包括计算机生成的虚拟渲染(即，图形)的辅助成像窗口110，其包括患者p的身体的朝向以及up箭头(该箭头指示up相对于患者的朝向)。
还参考图15c，由于超声成像系统10知道超声探头16的朝向，如上所述，因此可以调节图形用户接口22的显示屏幕28上超声图像的显示，使得所获取的二维超声成像切片67的超声图像数据的垂直“顶部”67-1或者3d数据获取中所获取的体积数据的垂直顶部总是在显示屏幕28上相对于患者p的位置被渲染为“up”，并且不管超声探头16相对于患者的实际朝向如何。换句话说，即使超声探头16的实际朝向相对于图15b中所绘出的腿部l的位置改变，诸如超声探头16的头部指向下方，图形用户接口22的显示屏幕28上超声图像的朝向也维持，如图15c中所绘出的。因此，如在显示屏幕28中所看到的，所显示的图像的特征(诸如上部血管107-1和左下血管107-2)总是相对于患者以正确的朝向显示。
相比而言，图15d绘出了图15a中生成的超声图像。如根据现有技术中将呈现的那样，其中在显示屏幕上渲染的所获取的超声图像数据的朝向不对应于患者的朝向。这是因为，在现有技术中，在显示屏幕上渲染图像，其中超声探头的头部位于显示屏幕顶部的虚拟位置，并且显示屏幕上的底部总是对应于所生成的超声图像的远侧范围。更具体而言，对于如图15a和15b中所绘出那样定向的超声探头，现有技术被渲染的超声图像将如图15d中所示的那样在显示屏幕上定位上部血管107-1和左下血管107-2d(即，从图15c中所绘出的旋转90度)，因此所显示的图像不再对应于患者p的朝向。相反，如图15d中所示，使用箭头112指定真正的“向上”朝向，现有技术的超声图像实际上被渲染为在显示屏幕上朝左。因而，在现有技术中，需要超声技术人员在精神上将所显示图像的朝向与患者的实际朝向相关联。
有利地，上面关于图15a、15b和15c描述的本发明的面向患者的成像窗口方面生成虚拟环境，其帮助临床医生(包括没有超声成像经验的人)成功地进行图像获取。
更具体而言，图16是与上面关于图15a、15b和15c描述的与面向患者的成像窗口的生成相关联的面向患者的成像窗口模式(即，虚拟环境成像模式)的流程图。
在步骤s400，为了渲染3d超声图像，超声成像系统10被初始化，诸如设置处理器电路24和用于构建3d模型的图形用户接口22、初始化相机视频数据传送以及配置用于视频的适当的患者照明。
在步骤402，“while”定义进入连续循环的入口，用于生成和更新所显示的面向患者的成像窗口108，如图15b和15c中所绘出的。
在步骤s404，基于如图8的步骤s106所确定的超声探头16的位置来更新超声(us)体积变换节点。具体而言，处理器电路24执行程序指令，该程序指令移动三维成像体积68(参见图5a)的3d模型，以匹配超声探头16的当前位置。
在步骤s406，基于来自图8的步骤s110的计算出的偏移量(offset)来更新超声(us)图像变换节点。具体而言，处理器电路24执行程序指令，该程序指令通过移动三维超声成像数据的3d模型以匹配从超声探头16获取的当前二维超声成像切片67(b扫描)来更新超声图像变换节点。
在步骤408，基于如图9的步骤s204所述的2d和/或3d图像数据获取，处理器电路24执行程序指令，该程序指令在面向患者的成像窗口108中的3d环境中显示二维超声成像切片67(b扫描)，使得二维超声成像切片67的所获取的超声图像数据的垂直“顶部”67-1或3d数据获取中所获取的体积数据的垂直顶部总是在显示屏幕28上相对于患者的位置被渲染为“向上”，并且不管超声探头16相对于患者的实际朝向如何。
其后，过程返回到步骤402，“while”，以继续更新面向患者的成像窗口108。
作为附加方面，由于可以使用公式1和2来计算超声探头16与介入性医疗设备18之间的偏移距离(z轴)(参见上面讨论的步骤s108和s110)，因此这个偏移量或深度信息还可以被用来近实时地动态控制一些超声成像设置，如下面所识别的。这允许系统优化图像质量设置，使得在显示屏幕28上向用户显示介入性医疗设备18的最佳图像。因为离超声探头16的z轴偏移可以计算而可以被动态控制的超声成像设置可以包括：
1)超声聚焦；使得在包含介入性医疗设备18的深度处优化侧向分辨率。使用超声探头16与介入性医疗设备18之间的z轴偏移，可以将焦点自动调节到包含介入性医疗设备18的深度。
2)深度设置；因为离超声探头16的z轴偏移可以被计算，所以深度设置可以被动态控制，使得成像深度被自动调节，以匹配介入性医疗设备18的深度。
3)缩放；因为离超声探头16的z轴偏移可以被计算，所以成像窗口可以被“缩放”，使得感兴趣区域的更大视图可以自动显示给用户。
4)多普勒流量窗口；因为可以计算出与超声波探头16的z轴偏移，所以多普勒流量计算窗口可以将目标定为仅包括包含介入性医疗设备18的感兴趣区域。
根据本发明的另一方面，再次参考图1，由于超声探头16的位置在检测体积38内是已知的，因此从检测体积38内不同点获取的多个2d超声(例如b模式)图像切片可以被集成到图像的更大体积堆叠中。然后可以将这些图像组合，以显示表示在不同时段取得的多个2d超声图像切片的复合物的超声图像。例如，如果介入性医疗设备18的超声探头16和远端尖端40的位置是已知的，则可以采取以下步骤来提取超过一个2d超声图像的长度的扩展图像：当介入性医疗设备18前进通过脉管系统管腔时，以从介入性医疗设备18的远侧末端40的预选半径收集球形量的数据；当介入性医疗设备18前进通过脉管系统管腔时，将对应于球形量的数据的径向数据集存储到存储器24-2；以及，从所存储的径向数据集，构建产生沿着介入性医疗设备18的长度存在的虚拟扫描平面的虚拟扫描平面。
参考图17和18的实施例，描述了实现介入性医疗设备对准模式的方法，其中超声成像系统10被配置为自动地确定、渲染并显示与介入性医疗设备18的远端部分42的纵轴18-1对准的一个或多个合成的扫描平面。介入性医疗设备18的轴18-1将基于关于在介入性医疗设备18的远端部分42处跟踪元件44的位置的信息来确定。
参考图17，示出了具有显示在屏幕28上的三维(3d)超声图像120和用户控件122的图形用户接口22。3d超声图像120包括腿部l以及具有血管分支bv-1和bv-2的血管bv的图像。如上所述，可以生成并组合多个(即，一系列)顺序的二维超声切片，以生成定义3d成像体积的3d超声体积数据。
使用从超声探头16获取的3d超声体积数据，超声成像系统10将执行程序指令以自动生成用于渲染和显示的合成的扫描平面，诸如冠状平面124、矢状平面126和轴向平面。冠状平面124和矢状平面126中的每一个具有对应于介入性医疗设备18的轴18-1的纵向范围的方向的纵向范围。冠状平面124和矢状平面126中的至少一个将包括至少介入性医疗设备18的远端部分42的纵向视图和血管bv的纵向横截面。
沿着介入性医疗设备18的长度向轴18-1观看轴向平面128。轴向平面128可以与冠状平面124和矢状平面126正交，并且可以被定位成与介入性医疗设备18正交交叉，以便绘出介入性医疗设备18和血管bv的横向横截面。
具体而言，超声成像系统10的处理器电路24执行程序指令以在3d超声图像120的3d超声体积数据中识别与期望的合成平面朝向相关联的图像数据。自动生成的合成平面可以通过3d超声体积数据中的多个二维(2d)图像数据切片。一旦识别出与3d超声体积数据内的期望的合成平面朝向关联的图像数据，与介入性医疗设备18的远端部分42的轴线18-1相关联的合成扫描平面就可以在图形用户接口22的显示屏幕28上在所生成的3d超声图像120内被渲染和显示，如在图17中作为冠状视图124-1、矢状视图126-1和轴向视图128-1所绘出的。对应于自动生成的合成平面的附加视图124-1、126-1、128-1可以被单独显示或作为一组显示，并且允许进一步检查底层的解剖结构，除此之外通常是经由荧光透视获得的解剖结构，这进而可以导致改善的临床结果。预期如果期望，则扫描平面可以以彼此除90度之外的其它方向存在。
图形用户接口22的用户控件122可以包括一个或多个切片选择滑块130，诸如冠状滑块130-1、矢状滑块130-2和轴向滑块130-3，以提供从显示的自动生成的(一个或多个)二维合成超声图像切片开始的顺序变化。更具体而言，切片选择滑块130被配置为提供从最初自动生成的二维超声图像切片开始的顺序平行变化，如上面关于图11-13所讨论，以手动选择平行于最初自动生成的二维超声图像的第二二维超声图像切片，其中第二二维超声图像切片位于最初合成生成的二维超声图像切片(平面)的任一侧上。
参考图18，示出了描述实现与图17的描绘相关联的介入性医疗设备对准模式的方法的流程图。图18的方法中的每个步骤(即，动作)可以被实现为由处理器电路24执行的程序指令。
在步骤s500，获取对应于3d检测体积38中的三维(3d)成像体积68(例如，3d超声探头体积)的3d体积数据集(参见图1、5a和5b)。回想一系列顺序的二维超声b扫描成像切片67被生成并组合，以生成定义三维成像体积68的3d超声体积数据。可以如图8的步骤s100中那样执行获取，其中，为了将3d超声图像作为三个正交图像的集合来渲染，超声成像系统10被初始化，诸如为了构建3d模型而设置处理器电路24和图形用户接口22。
在步骤s502，相对于3d检测体积38(即，3d世界空间)，获取超声探头16的位置(例如，四个自由轴，x、y、z和旋转)。这可以如图8的步骤s106中那样获取，其中超声探头16的跟踪元件64的当前位置是相对于由em场发生器12(也参见图1)定义的3d检测体积38来确定的。
在步骤s504，相对于3d检测体积38(即，3d世界空间)，获取介入性医疗设备18的位置(例如，四个自由轴，x、y、z和旋转)。这可以如图8的步骤s104中那样获取，其中介入性医疗设备18的跟踪元件44的当前位置是相对于由em场发生器12(也参见图1)定义的3d检测体积38来确定的。
在连续循环中执行步骤s502和s504，以生成和更新所显示的3d超声图像。
在步骤s506，相对于超声探头16的3d成像体积68(即，超声探头体积)确定介入性医疗设备18的位置(例如，四个自由轴，x、y、z和旋转)。这可以通过相对于3d检测体积38计算用于3d成像体积68的世界到本地变换矩阵、然后将本地变换矩阵乘以介入性设备变换矩阵来执行。结果是介入性医疗设备18相对于3d成像体积68的零位置的本地位置。
在步骤s508，确定与介入性的纵轴相交的介入性医疗设备对准平面。介入性医疗设备对准平面可以是例如图17中所绘出的矢状平面126，也可以从其确定冠面和轴向平面128。介入性医疗设备对准平面可以被定义为在介入性医疗设备18的纵轴18-1与垂直单位向量的交叉积的方向上具有法线。这被描述为
在步骤s510，从3d成像体积中提取纹理切片，用于对应的介入性医疗设备对准平面的定向和旋转朝向。如本文所使用的，术语“纹理切片”是合成生成的超声成像切片，其可以穿过定义三维成像体积68的多个b扫描成像切片。例如，纹理切片提取可以通过计算用于介入性医疗设备对准平面的位置和旋转变换、规格化位置和旋转变换，以及将规格化的变换应用于3d纹理
在步骤s512，在步骤s510生成的纹理切片被映射到介入性医疗设备对准平面上。换句话说，纹理切片的纹理坐标被映射到超声探头体积(例如，3d成像体积68)内介入性医疗设备对准平面的坐标。
在步骤s514，超声探头体积(例如，3d成像体积68)内的介入性医疗设备对准平面(例如，矢状平面126)被渲染为3d超声图像120，并在图形用户接口22的显示屏幕28上显示，如图17中所绘出的。如上所述，3d超声图像120(包括介入性医疗设备18)相对于介入性医疗设备对准的合成扫描平面(诸如冠状平面124、矢状平面126和轴向平面128)的视图在探头体积(例如，3d成像体积68)中自动生成，用于在图形用户接口22的显示屏幕28渲染和显示。
超声探头16和介入性医疗设备18相对于3d检测体积38(也参见图1)的相应定位(即，位置和旋转)可以通过重复步骤s500至s514被动态且持续地更新。
因此，在图17和18的实施例中，有利地，超声成像系统10自动生成一个或多个合成扫描平面并且渲染包含血管内设备(即，介入性医疗设备18)的一个或多个视图。这种自动确定目标的超声图像可有助于血管疗法规程中超声的利用，使得减少或消除荧光透视的使用。
参考图19、20a和20b，关于本文所述的实施例，可选地，可以提供分段模式，其中对应于检测体积38的部分的3d超声体积数据的多个集合可以由超声探头16生成并存储在存储器24-2中，如上所述。当介入性医疗设备18横穿三维成像体积68的脉管系统(例如，血管bv)时，用户可以操作图形用户接口22，以将参考位置(即，种子点)存储在存储器24-2中三维成像体积68内的脉管系统68的一个或多个特定的感兴趣区域中的每一个处，以便促进快速且准确地返回到检测体积38内的脉管系统bv内的标记位置。在本实施例中，参考图19，与血管分支bv-1相关联的种子点被指定为132-1、132-2、132-3、132-4和132-5，并且与血管分支bv-2相关联的种子点被指定作为133-1、133-2、133-3、133-4、133-5和133-6，并且在显示屏幕28上以图形方式被表示为表示血管分支bv-1和bv-2的脉管系统管的边缘的圆形(椭圆形)特征。
如图19中所示，显示器包括3d超声图像部分134(对应于三维超声图像94)和虚拟图像部分136。通过识别对比度(诸如不同的颜色，例如红色(按惯例示为平行的垂直线))，虚拟图像部分136与显示屏幕28上的3d超声图像部分134区分开。有利地，虚拟图像部分136绘出了没有周围组织结构的对应血管结构。
在本示例中，虚拟图像部分136包括对应于血管分支bv-1的3d分段模型136-1和对应于血管分支bv-2的3d分段模型136-2。照此，在图19的示例中，从分别被识别为虚拟图像片段138-1、138-2、138-3、138-4和138-5的多个连接的虚拟图像片段渲染3d分段模型136-1。从分别被识别为虚拟图像片段139-1、139-2、139-3、139-4、139-5和139-6的多个连接的虚拟图像片段渲染3d分段模型136-2。如本文所使用的，术语“虚拟图像片段”是指从参考点延伸到终点，(诸如在一对相邻种子点之间或者在预定数量的连续2d超声图像的范围(例如，包括30个连续的2d超声图像的范围)内)延伸的外推部分。
例如，如图19的示例中所示，虚拟图像片段138-1位于种子点132-1和132-2之间，虚拟图像片段138-2位于种子点132-2和132-3之间，等等。类似地，虚拟图像片段139-1位于种子点133-1和133-2之间，虚拟图像片段139-2位于种子点133-2和133-3之间，等等。
因此，如图19中所示，并且根据本发明的该方面，可以从由超声探头16获取的2d超声(例如，b模式)图像的集合中提取底层脉管系统的3d渲染，并且3d脉管系统的虚拟表示可以连同其它2d显示数据一起在显示屏幕28上显示。因此，这个虚拟表示充当脉管系统的3d虚拟图，以进一步关于未经由特定2d超声切片显示的血管、分叉和其它相邻解剖结构的位置来定位用户。
图20a和20b形成了根据本发明一方面的、用于实现2d虚拟图像分段的分段方法的流程图，该方法可以被用来在生成作为脉管系统的虚拟表示的3d分段模型时实现分段模式。除非另有说明，否则图20a和20b的方法的每个步骤(即，动作)可以被实现为由处理器电路24执行的程序指令。
在步骤s600，经由超声探头16的扫描，获取3d超声数据的3d体积，其包括用于该3d体积内每个2d超声图像(即，切片)的位置的元数据，以形成3d数据集。
在步骤s602，在3d数据集内以预定的逐步增量，在显示屏幕28上向用户显示2d超声图像，用户可从该超声图像中选择脉管系统的感兴趣的管腔，作为分段的基础。作为次要方法，脉管系统的候选管腔内的多普勒流量的存在可以被用来选择图像上用于指定被管腔内空间的区域。
在步骤s604，用户在显示的2d超声图像上选择脉管系统的感兴趣的开放管腔。开放管腔的用户选择可以经由图形用户接口22(例如，经由触摸屏显示器26、经由显示屏幕28上的光标或者用来指示所显示的2d超声图像上的位置的其它方法)来实现。
在步骤s606，用户选择与脉管系统(例如，bv-1)相关联的起点(例如，先前存储的管腔内种子点)作为开始虚拟图像分段的点。起始种子点可以是例如先前用户定义的种子点中的种子点132-1(参见图19)。用户选择可以经由图形用户接口22(诸如经由触摸屏显示器26、经由显示屏幕28上的光标等)来实现。
在步骤s608，调用诸如边缘检测算法的分段算法，以进一步扩展并指定当前2d超声图像切片的感兴趣的开放管腔的完整管腔区域。在初始通程中，将相对于当前2d超声图像切片的起始种子点调用分段算法。其后，将相对于下一个相邻2d超声图像切片的所选择的开放管腔调用分段算法。
在步骤s609，确定这是否是来自当前种子点的第一次迭代。如果不是，则过程前进到步骤s614。
但是，如果步骤s609的确定为“是”，则过程前进到步骤s610。
在步骤s610，然后在显示屏幕28上向用户显示当前2d超声图像的感兴趣的开放管腔的完整管腔区域。
在步骤s612，如果用户在图形用户接口22指定正在被显示的感兴趣的开放管腔的完整管腔区域不准确(决定为“否”)，则过程返回到步骤s606，以重新选择起始种子点，或者可替代地，该过程可以结束。
在步骤s612，如果用户在图形用户接口22指定正在被显示的感兴趣的开放管腔的完整管腔区域是准确的(决定为“是”)，则过程前进到步骤s614。
在步骤s614，与开放管腔的完整管腔区域相关联的数据被保存到存储器24-2。
在步骤s616，然后计算当前2d超声图像切片的完整管腔区域的中心点，诸如通过使用2d均方计算。
在步骤s618，然后将中心点投影到2d超声图像的集合的相邻2d超声图像切片上。在本语境中，术语“相邻”是指彼此顺序相邻的两个2d超声图像。
在步骤s620，确定是否已经到达下一个用户选择的种子点(例如，如从种子点132-1(参见图19)接近的种子点132-2)。
如果s620的结果为“否”，则过程前进到步骤s622。
在步骤s622，然后将相邻2d超声图像切片接合，即，拼接在一起，以渲染半透明3d分段模型，例如，在这个阶段，在图19中绘出的3d分段模型136-1的一部分在。
在步骤s624，在显示屏幕28上的3d场景图中持续地显示3d分段模型的当前渲染被，如图19中所示。然后，该过程返回到步骤s608，并且重复步骤s608-s118。
如果步骤s620的结果为“是”，即，已经到达下一个种子点，例如种子点132-2(参见图19)，则当前虚拟图像片段(例如，虚拟图像片段138-1)已经完成，并且过程和前进到步骤s626。
在步骤s626，确定是否期望生成另一个虚拟图像片段。步骤s626可以是该过程中的用户介入点，其中该过程在图形用户接口22上等待用户输入的确定，或者可替代地，可以是由程序逻辑基于用户在图形用户接口22做出的预定选择而做出的决定(例如，用户选择将形成3d分段模型的虚拟图像片段的数量)。
如果确定为“是”，则过程返回到步骤s608，以开始组装下一个虚拟图像片段，例如虚拟图像段138-2，用于被渲染为3d分段模型，该模型在过程每次迭代时动态扩展，并且其可以一直持续到图19中所绘出的3d分段模型136-1的整体完成.
但是，如果步骤s626的确定为“否”，则期望的3d分段模型的分段和动态形成完成，并且过程结束。但是，应当理解，可以重复上述过程，以渲染和显示也在图19中绘出的3d分段模型136-2。
因此，基于上述，应当理解，每个3d分段模型可以由至少一个虚拟图像片段(例如，虚拟图像片段138-1)组成，并且可以包括多个虚拟图像片段(例如，虚拟图像片段138-1、138-2、138-3、138-4等)。
而且，如果期望，则平分血管系统的2d超声图像(即，图像切片)也可以在这个3d用户环境内向用户渲染并显示。另外，可以向用户渲染并显示附加的超声平面(诸如冠状平面)。
作为另一个替代方案，不是使用顺序种子点作为虚拟图像片段的起点和终点，而是应当理解，上述过程可以指定将构成虚拟图像片段的2d超声图像片段的数量，例如25-50个切片，并且针对所选择数量的2d超声图像切片重复上述过程。
在上述每个实施例中，基于磁跟踪执行切片选择/定位。但是，预期其它跟踪方法可以根据本发明被使用。
例如，参考图21，在另一个实现中，可以在超声图像切片选择/定位中使用多普勒图像定位。图21绘出了在19k赫兹至2m赫兹的频率范围内接收高频源信号142的lrc组织模型140，该模型将组织表示为电感器(l)、电阻器(r)、电容器(c)电路。在这个实施例中，系统检测由于流体的运动(例如，血液)或由于周围组织的运动超声返回信号144中产生的多普勒移位，其中周围组织由于例如20.5k赫兹的bard
根据上述，使用具有用于成像患者体内的感兴趣区域的超声探头16和显示屏幕28的超声成像系统的方法包括以下步骤：操作超声探头16，以从多个单独的2d超声图像切片生成3d图像体积；检测由于周围组织的运动而在超声回波信号中产生的多普勒移位，其中周围组织由于定位在患者体内的振动源(例如，诸如bardcrosser导管治疗频率)而共振；选择多个单独的2d超声图像切片中包含多普勒移位的2d超声图像切片，所选择的2d超声图像切片提供振动源和周围组织的可视化；以及在显示屏幕28上显示所选择的2d超声图像切片。每个步骤可以被实现为由处理器电路24执行的程序指令。
参考图22，在另一个实现中，利用图22中表示为图像序列(t)、图像序列(t+1)、...图像序列(t+n)的3d超声数据集150的比较，运动图像定位可以在超声2d超声图像切片选择/定位中使用，其中t是时间并且n是序列中的最后时间偏移量。因为超声系统可以从皮肤上的固定位置获取3d超声数据集150的序列，所以可以在方框152在时空域中比较3d超声数据集150，并使用结合时空移位或本地振幅变化的多个运动检测算法计算中的任何一个对于运动进行过滤。方框154处的计算结果是最大移位位置的矩阵。在方框156，最大移位位置的矩阵可以被用来计算与超声传感器下的(x，y，z)坐标相关联的数据集的运动似然指标。一旦会聚，这个坐标随后就可以被用来选择包含这个坐标的相关2d超声图像切片。运动图像定位还可以包括最后已知的位置播种，以加速运动检测。
根据上述，使用具有用于成像患者体内感兴趣区域的超声探头16和显示屏幕28的超声成像系统的方法包括以下步骤：操作超声探头16，以从相对于患者的固定位置获取3d数据集的序列，每个3d数据集表示相同的3d图像体积，3d图像体积由多个单独的2d超声图像切片形成；使用运动过滤器算法在时空域中处理3d数据集的序列，以识别3d图像体积内运动的位置的笛卡尔坐标；选择多个单独的2d超声图像切片中包含所述运动的位置的笛卡尔坐标的2d超声图像切片；以及在显示屏幕上显示所选择的2d超声图像切片。每个步骤可以被实现为由处理器电路24执行的程序指令。
在上述实施例中，使用具有单个换能器阵列的超声探头16执行超声扫描。但是，参考图23和24，作为单换能器扫描机构的替代方案，并且根据本发明的另一方面，提供了配置有多个机电扫描的一维(例如，线性)超声换能器阵列的超声探头160。预期在上述实施例中，超声探头160可以代替超声探头16。
参考图23和24，超声探头160被配置为定义3d成像体积162。超声探头160包括外壳160-1和扫描孔160-2。与3d成像体积162相关联的3d成像数据是使用多个(例如，两个)机电扫描的一维超声换能器阵列获取的，这些阵列被单独地识别为容纳在外壳160-1中的一维超声换能器阵列164-1和一维超声换能器阵列164-2。
在本实施例中，对于整个3d成像体积162，一维超声换能器阵列164-1的扫描范围将定义第一3d成像体积部分162-1，并且一维超声换能器阵列164-2的扫描范围将定义第二3d成像体积部分162-2。如上面所讨论的，一维超声换能器阵列164-1和一维超声波换能器阵列164-2中的每一个可以如上文关于图b中绘出的一维超声波换能器阵列70所描述的那样配置。
在图24所绘出的配置中，一维超声换能器阵列164-1和一维超声波换能器阵列164-2是独立且平行的线性超声换能器阵列，这些阵列可以使用机电驱动单元166被单独地或同时机电扫描。机电驱动单元166包括经由有线电缆连接电耦合到电子控制电路172的两个专用机电驱动器168、170。
机电驱动器168包括电气并通信耦合到电子控制电路172的电机168-1。电机168-1(诸如步进电机)具有耦合到悬臂168-2的近端的轴。悬臂168-2的远端连接到一维超声换能器阵列164-1的一端。第二悬臂168-3的远端连接到一维超声换能器阵列164-1的相对端。悬臂168-3的近端可旋转地联接到枢转销168-4。枢转销168-4在枢转轴168-5上与电机168-1的轴轴向对准。
机电驱动器170包括电气并通信耦合到电子控制电路172的电机170-1。电机170-1(诸如步进电机)具有耦合到悬臂170-2的近端的轴。悬臂170-2的远端连接到一维超声换能器阵列164-2的一端。第二悬臂170-3的远端连接到一维超声换能器阵列164-2的相对端。悬臂170-3的近端可旋转地耦合到枢转销170-4。枢转销170-4在枢转轴170-5上与电机170-1的轴轴向对准。
一维超声换能器阵列164-1和一维超声换能器阵列164-2中的一个或两者可以由相应的机电驱动器168、170从一侧到另一侧机电地扫描，以便获取对应于图23中所示的3d成像体积162的三维数据集。而且，机电驱动器168、170中的每一个的驱动范围是可调节的，例如，通过改变相应电机168-1、170-1的轴旋转的量和旋转朝向，以提供期望的3d扫描区域，以产生期望的3d超声数据集。一维超声波换能器阵列164-1和一维超声波换能器阵列164-2中的每一个被纵向地配置，因此寻呼运动减少，并且超声探头160可以自动产生在探头下方定向并延伸(run)超声探头160的长度的血管的矢状切片。
参考图25a、25b、26a、26b，超声探头160被配置为在获取3d数据集时产生多个扫描模式。大扫描模式可以获取覆盖超声探头下方整个区域的3d数据集，并可以被用于一般扫描。
例如，图25a绘出了两个一维超声换能器阵列164-1、164-2的示例性扫描模式，以获取覆盖超声探头160下方整个区域的3d数据集，其中一维超声换能器阵列164-1和一维超声波换能器阵列164-2二者都在相同方向从左到右被扫描。类似地，图25b绘出了两个一维超声换能器阵列164-1、164-2的示例性扫描模式，以获取覆盖超声探头160下方整个区域的3d数据集，其中一维超声换能器阵列164-1和一维超声换能器阵列164-2二者都在相同方向从右到左被扫描，这可以是图25a所绘出的返回扫描。
图26a绘出了用于获取覆盖超声探头160下方的整个区域174的3d数据集的扫描模式，其中一维超声波换能器阵列164-1和一维超声波换能器阵列164-2在相反方向被扫描。一旦已经定义了优选位置(例如，如由虚线176所绘出的)，就可以减少扫描模式或孔。例如，图26b绘出了一维超声换能器阵列164-1和一维超声换能器阵列164-2的扫描模式，以获取仅覆盖超声探头160下方的整个区域174的部分174-1的3d数据集，由此提供超声探头160的扫描模式或孔的减小。
根据上述，超声探头160包括外壳160-1，该外壳包含第一一维超声换能器阵列164-1和第二一维超声换能器阵列164-2。第一一维超声波换能器阵列164-1在第一方向上具有第一纵向范围，即，平行于枢转轴168-5、170-5。第二一维超声换能器阵列164-2在第一方向上具有第二纵向范围。第二一维超声波换能器阵列164-2平行于第一一维超声波换能器阵列164-1布置。第一机电驱动器168被配置为在垂直于第一方向168-5、170-5的横向方向上移动第一一维超声换能器阵列164-1，以定义第一可调扫描模式。第二机电驱动器170被配置为在垂直于第一方向168-5、170-5的横向方向上移动第二一维超声波换能器阵列164-2，以定义第二可调扫描模式。第一机电驱动器168和第二机电驱动器170中的每一个被配置为用于独立操作。第一机电驱动器168、第一一维超声换能器阵列164-1，第二机电驱动器170和第二一维超声换能器阵列164-2中的每一个都包含在外壳160-1内。电子控制电路172电耦合到第一机电驱动器168和第二机电驱动器170。
电子控制电路172配置有处理器和相关联的电路系统(诸如处理器电路24)，以向第一机电驱动器168和第二机电驱动器170中的每一个提供第一控制信号，以生成第一一维超声波换能器阵列164-1和第二一维超声波换能器阵列164-2的第一复合扫描模式，作为第一可调扫描模式和第二可调节扫描模式的组合。第一复合扫描模式具有第一复合扫描区域，在该区域中第一一维超声波换能器阵列164-1和第二一维超声波换能器阵列164-2生成第一3d超声数据集。
电子控制电路172可以包括如上所述被配置为在第一3d超声数据集内选择期望的2d切片位置的选择设备。可替代地，选择设备可以结合到超声控制台14的控件中。
电子控制电路172被配置为向第一机电驱动器168和第二机电驱动器170中的每一个提供表示期望的2d切片位置的第二控制信号，以修改第一可调扫描模式和第二可调扫描模式中的每一个的扫描范围，以生成第二复合扫描模式。第二复合扫描模式具有第二复合扫描区域，在该区域中，第一一维超声换能器阵列164-1和第二一维超声波换能器阵列164-2生成第二3d超声数据集。第二复合扫描区域小于第一复合扫描区域，并且第二3d超声数据集包含比第一3d超声数据集更少的数据，同时包括期望的2d切片位置。
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