降低医学设备中的电磁干扰的制作方法

本发明涉及降低在包括极化换能器的医学设备中的电磁干扰emi。所述医学设备通常可以是医学设备，并且因此，本发明适用于许多医学应用领域。在一个特定范例中，所述极化换能器是超声探测器，所述超声探测器被用于跟踪医学设备相对于波束形成超声成像系统的超声场的位置。

背景技术：

换能器常常被包括在医学设备上以便执行感测功能。这些换能器的子组由极化或极点化的材料形成，即由具有固有极化的材料形成。当被用作传感器时，这样的极化换能器易受来自附近电气系统的电磁干扰，特别是当被用在医学环境中时。

极化换能器的一个范例是压电超声探测器。压电材料，诸如锆钛酸铅(即pzt)、聚偏二氟乙烯(即pvdf)和铌酸锂通常被用在超声探测中并且具有固有极化。当被设置在超声场中时，超声振动导致其表面电荷的变化。连接到所述材料的电路被用于感测所述表面电荷，并且由此探测超声。来自附近电气系统的电磁干扰可能通过劣化这样的传感器探测弱超声信号的能力而限制其性能。极化换能器也可以由其他材料形成，诸如热电材料和铁电材料。这样的材料可以被用于形成例如红外辐射、温度、压力和声音(即麦克风)的传感器。这些极化换能器同样可能遭受emi。

在其中期望降低emi的一个示范性医学设备是在专利申请wo/2011/138698中所公开的基于超声的跟踪系统。在该系统中，基于在超声探头与被附接到医学设备的超声探测器之间传输的超声信号来跟踪所述医学设备相对于波束形成超声成像系统的超声场的位置。通过将由超声探头发射的超声信号与由医学设备上的超声探测器探测到的那些超声信号相关联来确定所述医学设备的位置。所述超声探测器例如可以是由压电材料形成的极化换能器。在这样的系统中，emi的降低对于保持跟踪系统的准确性是重要的。

文献wo2015/155649也涉及一种用于跟踪医学设备的基于超声的跟踪系统。在该系统中，极化超声探测器同样被用于探测超声信号。通过将虚拟探测器定位在跟踪探测器附近并且基于由两个探测器生成的电信号之间的差异来确定医学设备的位置来降低emi。

文献us2009/230820a1公开了一种压电换能器，所述压电换能器由压电材料体形成，所述压电材料体具有第一和第二相对侧以及分别在压电体的第一和第二侧上的第一和第二导电层，其中，所述压电体和所述导电层被构造成使得其形成多个分离的相邻串联连接的换能器元件。所述压电体可以具有基本上均匀的极化方向，或者具有相反极化的交变区。所述元件能够通过开关电路被硬连线或连接以显示圆周或轴向或其他超声焦点图案，并且可以以并联连接而非以串联配置连接。

文献us5298828a公开了一种超声换能器，所述超声换能器具有沿着相反方向极化换能器元件对，其被安装在相应的正面电极与背面电极之间并且与之紧密接触。所述正面电极均被接地。所述背面电极均被连接到相应的输入/输出端子。当换能器正在以发射模式操作时，所述输入/输出端子被提供有使用差分脉冲生成器或变压器装置产生的相反极性的激活脉冲。当换能器正在以接收模式操作时，当超声压力波入射在所述正面电极上时，在所述背面电极处生成相反极性的脉冲。使用差分放大器或变压器装置对这些脉冲进行差分求和。这样的换能器具有对环境噪声的显著降低的拾取，并且因此在使用中时具有改善的信噪比。

文献wo2015/155645a1公开了一种医学设备，所述医学设备包括：导电体，所述导电体包括表面；以及传感器，所述传感器被共形地形成在所述表面上，并且包括围绕所述表面的部分形成的并且跟随所述表面的轮廓的压电聚合物。所述压电聚合物被配置为生成或接收超声能量。

然而，仍然需要进一步降低在包括极化换能器的医学设备中的emi。

技术实现要素：

本发明的目的是降低在包括极化换能器的医学设备中的emi。因此，提供了一种医学设备、一种位置跟踪系统、一种在超声信号与电磁干扰之间进行辨别的软件实施的方法以及一种用于附接到医学设备的轴杆(shaft)的换能器层压件。

根据一个方面，一种医学设备，包括：主体、第一电导体、第二电导体、第一极化换能器以及第二极化换能器。所述第一电导体和所述第二电导体均沿着所述主体延伸。所述第一极化换能器和所述第二极化换能器被附接到所述主体，使得其外表面具有相反的极性。此外，所述第一极化换能器和所述第二极化换能器以以下方式被连接在所述第一电导体与所述第二电导体之间：i)串联地并且以相同的极性电连接；或者ii)并联地并且以相同的极性电连接。

在这样做时，提供了一种具有极化换能器的医学设备，其中，由所述第一电导体和所述第二电导体拾取共同的emi信号。通过随后将所述第一电导体与所述第二电导体上的电信号相减，能够去除所述共同的emi信号。这可以通过对所述信号的差分放大来实现。同时，以上电连接提供了有用的换能器信号，由此保持换能器的期望的感测功能。

根据另一方面，提供了一种位置跟踪系统。所述位置跟踪系统包括：超声成像探头；图像重建单元；位置确定单元；上文所描述的医学设备，其中，所述第一极化换能器和所述第二极化换能器均被配置为探测超声信号；差分放大器电路；以及图标提供单元。所述超声成像探头被配置为生成并且探测超声场内的超声信号。所述图像重建单元被配置为基于由所述超声成像探头生成并且探测到的超声信号来提供与所述超声场相对应的重建的超声图像。所述差分放大器电路被电连接到所述医学设备的所述第一电导体和所述第二电导体，并且被配置为响应于探测到在所述超声成像探头与所述医学设备之间传输的超声信号而提供与由所述第一电导体承载的电信号与由所述第二电导体承载的电信号之间的放大的差异相对应的放大的差异电信号。所述位置确定单元被配置为：接收所述放大的差异电信号，并且基于所述放大的差异电信号以及基于在所述超声成像探头与所述医学设备之间传输的超声信号来计算所述医学设备相对于所述超声场的位置。此外，所述图标提供单元被配置为在重建图像中提供指示所述医学设备相对于所述超声场的所述位置的图标。在这样做时，提供了具有降低的emi的位置跟踪系统。因此，改善了位置跟踪的准确性。

根据另一方面，提供了一种在超声信号与电磁干扰之间进行辨别的软件实施的方法。所述方法包括以下步骤：i)引起利用差分放大器电路对由根据权利要求1的医学设备的所述第一电导体承载的电信号与由所述第二电导体承载的电信号之间的差异进行放大，其中，所述第一极化换能器和所述第二极化换能器被配置为探测超声信号以提供放大的差异电信号；ii)引起利用模数转换器电路将所述放大的差异电信号转换为数字信号。在这样做时，提供了与探测到的超声信号相对应的具有降低的emi的数字信号。

根据另一方面，提供了一种用于附接到医学设备的轴杆的换能器层压件。所述医学设备例如可以是针。所述换能器层压件包括第一细长箔、第二细长箔、第一电导体、第二电导体、用于探测超声信号的第一极化换能器以及用于探测超声信号的第二极化换能器。所述第一细长箔、所述第二细长箔、所述第一电导体和所述第二电导体均沿着长度轴延伸。在沿着所述长度轴的第一位置处，所述第一电导体、所述第二电导体、所述第一极化换能器以及所述第二极化换能器被夹置在所述第一细长箔与所述第二细长箔之间。所述第一极化换能器和所述第二极化换能器被彼此相邻地布置，并且使得其面向所述第一细长箔的外表面具有相反的极性。此外，所述第一极化换能器和所述第二极化换能器以以下方式被连接在所述第一电导体与所述第二电导体之间：i)串联地并且以相同的极性电连接；或者ii)并联地并且以相同的极性电连接。此外，在沿着所述长度轴的第二位置处，所述第一电导体和所述第二电导体被夹置在所述第一细长箔与所述第二细长箔之间，并且所述第一极化换能器或所述第二极化换能器都被没有被夹置在所述第一细长箔与所述第二细长箔之间。在这样做时，提供了不易受emi影响的换能器层压件。所述换能器层压件可以被容易地附接到医学设备，并且因此简化了其制造。

在从属权利要求中限定了其他方面。

附图说明

图1图示了一种医学设备md，其包括第一极化换能器pt1、第二极化换能器pt2、第一电导体ec1以及第二电导体ec2。

图2图示了包括第一极化换能器pt1、第二极化换能器pt2、第一电导体ec1以及第二电导体ec2的各种电路，并且其并未落在本发明的范围之内。

图3图示了一种医学设备md，其包括第一极化换能器pt1、第二极化换能器pt2、第一电导体ec1和第二电导体ec2，其中，所述第一电导体ec1和所述第二电导体ec2被电连接到任选的差分放大器电路dacct。

图4图示了一种位置跟踪系统pts，其包括超声成像系统uis和医学设备md。

图5图示了可以被附接到医学设备的轴杆的换能器层压件tl。

具体实施方式

为了例示说明本发明的原理，描述了对emi具有降低的敏感度的各种医学设备。尽管所述医学设备以针为例，但是应当意识到，本发明还适用于其他医学设备，诸如导管、导丝、探头、内窥镜、电极、机器人、过滤器件、球囊器件、支架、二尖瓣夹、左心耳封闭器件、主动脉瓣、起搏器、静脉线、引流线、手术工具、组织密封器件或者组织切割器件。

此外，关于位置跟踪系统描述了所述医学设备，其中，基于由被附接到所述医学设备的极化换能器探测到的超声信号来确定所述医学设备的位置。尽管所述位置跟踪系统包括2d超声成像探头，其中，关于由所述2d超声成像探头生成的图像平面来确定所述医学设备的位置，但是所述医学设备也适用于使用其他类型的成像探头的位置跟踪系统，所述成像探头包括3d成像探头、“trus”经直肠超声探头、“ivus”血管内超声探头、“tee”经食道探头、“tte”经胸探头、“tne”经鼻探头、“ice”心内探头。更一般而言，应当意识到，这些位置跟踪系统纯粹被用作可以在其中使用所述医学设备的范例应用，并且所述医学设备还可以适用于包括极化换能器的各种传感应用。这些包括但不限于温度、辐射、压力、声音、超声等的传感器。

图1图示了包括第一极化换能器pt1、第二极化换能器pt2、第一电导体ec1和第二电导体ec2的医学设备md。图1中的医学设备md具有主体b，并且例如可以是医学针，其中，针轴杆由主体b来表示。任选地，主体b可以由导体形成。图1中的极化换能器pt1、pt2例如可以是由pvdf材料形成的超声探测器。在图1中，第一电导体ec1和第二电导体ec2均沿着主体b延伸。第一电导体ec1和第二电导体ec2例如可以由诸如铝或金的金属形成。备选地，可以使用各种导电材料，诸如油墨、粘合剂和聚合物。此外，在图1中，第一极化换能器pt1和第二极化换能器pt2被附接到主体b，使得其外表面具有相反的极性。因此，如在图1中所图示的，第一极化换能器pt1使其正电极相对于主体b面向外，并且第二极化换能器pt2使其负电极相对于主体b的表面面向外。所述换能器的正电极和负电极对应于所述换能器中的轮询方向。换言之，每个极化换能器pt1、pt2均具有轮询方向，并且所述极化换能器pt1、pt2中的每个极化换能器的所述轮询方向相对于主体b的表面相对地布置。此外，在图1中，第一极化换能器pt1和第二极化换能器pt1被电连接在第一电导体ec1与第二电导体ec2之间。

图1a图示了医学设备md的第一实施例，其中，第一极化换能器pt1和第二极化换能器pt2在所述第一电导体ec1与所述第二电导体ec2之间串联地并且以相同的极性电连接cct1。换言之，所述第一极化换能器pt1和所述第二极化换能器pt2的极性是相加性的。在图1a的布置中，来自各种外部源的emi可以由第一极化换能器pt1和第二极化换能器pt2的外部电极中的每个外部电极来拾取。已经发现，由所述外部电极的这种emi拾取确实会高于由电导体ec1、ec2的emi拾取。由第一极化换能器pt1的外部电极拾取的emi经由第一极化换能器pt1的固有电容耦合到第二电导体ec2。这导致在第二电导体ec2上的干扰信号。同样地，由第二极化换能器pt2的外部电极拾取的emi经由第二极化换能器pt2的固有电容耦合到第一电导体ec1。这导致在第一电导体ec1上的干扰信号。因为干扰信号存在于第一电导体ec1和第二电导体ec2中的每个电导体上，所以通过随后将这两个电导体上的电信号相减(即，差分)(例如，通过对其差分地放大)来去除这些导体上共同的任何干扰。cct1的串联电连接还确保了由第一极化换能器pt1和第二极化换能器pt2中的每个极化换能器探测到的超声信号生成不彼此抵消的电信号。因此，能够通过具有降低的emi的益处的图1a的实施例来探测有用的换能器信号。尽管对于emi的降低不是必需的，但是优选地，第一极化换能器pt1和第二极化换能器pt2的固有电容相似或相等，和/或优选地，第一极化换能器pt1和第二极化换能器pt2中的每个极化换能器的外表面具有相似或相等的区域。因此，图1a中的布置提供了与其中单个极化换能器与电连接器ec1、ec2电连接的参考电路相比降低的emi。这是因为在第一电导体ec1和第二电导体ec2中的每个电导体上存在共同的干扰信号。

图1b图示了医学设备md的第二实施例，其中，第一极化换能器pt1和第二极化换能器pt2在第一电导体ec1与第二电导体ec2之间并联地并且以相同的极性电连接cct2。换言之，每个极化换能器的正极性电极共享公共正电节点，并且每个极化换能器pt1、pt2的负极性电极共享公共负电节点。如在图1a的实施例中，在图1b的布置中，来自各种外部源的emi可以由第一极化换能器pt1和第二极化换能器pt2的外部电极中的每个外部电极来拾取。在图1b中，由第一极化换能器pt1的外部电极拾取的emi经由第一极化换能器pt1的固有电容耦合到第一电导体ec1。这导致在第一电导体ec1上的干扰信号。同样地，由第二极化换能器pt2的外部电极拾取的emi经由第二极化换能器pt2的固有电容耦合到第二电导体ec2。这导致在第二电导体ec2上的干扰信号。因为干扰信号存在于第一电导体ec1和第二电导体ec2中的每个电导体上，所以通过随后将这两个电导体上的电信号相减(即，差分)(例如通过对其差分地放大)能够去除这些导体共有的任何干扰。cct2的并联电连接还确保了由第一极化换能器pt1和第二极化换能器pt2中的每个极化换能器探测到的超声信号生成不彼此抵消的电信号。因此，能够通过具有降低的emi的益处的图1b的实施例来探测有用信号。尽管对于emi的降低不是必需的，但是优选地，第一极化换能器pt1和第二极化换能器pt2的固有电容相似或相等，和/或优选地，第一极化换能器pt1和第二极化换能器pt2中的每个极化换能器的外表面具有相似或相等的区域。因此，在图1b中的布置提供了与其中单个极化换能器与电连接器ec1、ec2电连接的参考电路相比降低的emi。这是因为在第一电导体ec1和第二电导体ec2中的每个电导体上存在共同的干扰信号。

图1c和图1d图示了医学设备md的第三实施例和第四实施例，其分别对应于图1a和图ib的那些实施例，并且另外地包括任选的电屏蔽es以及任选的绝缘体层il、il2。电屏蔽es至少将所述第一电导体ec1的部分和所述第二电导体ec2的部分夹置在所述电屏蔽es与所述主体b之间。取决于电导体ec1和第二电导体ec2关于第一极化换能器pt1和第二极化换能器pt2的表面区域的相对尺寸，也能够通过这些电导体来拾取显著的emi。因此，电屏蔽es可以用于降低由这些电导体所拾取的emi。任选地，电屏蔽es可以与主体b电连接；例如，在pt1、pt2附近或者沿着电屏蔽es的长度，以进一步降低emi耦合。任选的绝缘体层il2被设置在电屏蔽es与所述第一电导体ec1的部分和所述第二电导体ec2的部分之间。绝缘体层il2可以用于改善电屏蔽es与所述电导体ec1、ec2之间的电隔离。任选地，电屏蔽es和/或绝缘体层il2还可以覆盖第一极化换能器pt1和/或第二极化换能器pt2的部分或全部，以便进一步降低emi与电导体ec1、ec2的耦合。电屏蔽es可以由各种导电材料形成，诸如金属，例如铝或金、氧化铟锡ito、导电聚合物等。图1c和图1d中的绝缘体层il被设置在主体b与所述第一极化换能器pt1、所述第二极化换能器pt2、所述第一电导体ec1和所述第二电导体ec2之间。备选地，图1c和图1d中的绝缘体层il可以仅被设置在主体b与第一电导体ec1和第二电导体ec2之间，或者仅被设置在主体b与所述第一极化换能器pt1和所述第二极化换能器pt2之间。绝缘体层il用于改善主体b与所述电导体ec1、ec2中的每个电导体之间以及主体b与极化换能器pt1、pt2中的每个极化换能器之间的电隔离。如果主体b由导电材料(诸如金属，例如医学针的不锈钢轴杆)形成，则绝缘体层il可以特别用于降低emi。绝缘体层il例如可以由聚合物、陶瓷、介电材料等形成。

显然，图1中的第一极化换能器pt1和第二极化换能器pt2的外部电极的极性可以被颠倒以实现相同的益处。

图2图示了包括第一极化换能器pt1、第二极化换能器pt2、第一电导体ec1和第二电导体ec2的各种电路，并且其未落在本发明的范围之内。图2a和图2b是不合适的，因为由第一极化换能器pt1和第二极化换能器pt2中的每个极化换能器生成的电信号彼此抵消。图2c由于使用两个极化换能器pt1、pt2而受益于额外的换能器信号，但是由于其不受益于上文所描述的emi降低机制，因此是不合适的。

图3图示了医学设备md，其包括第一极化换能器pt1、第二极化换能器pt2、第一电导体ec1以及第二电导体ec2，其中，所述第一电导体ec1和所述第二电导体ec2被电连接到任选的差分放大器电路dacct。图3中的医学设备md被图示为具有作为医学针的轴杆的主体b的医学针。如上文所描述的，可以备选地使用其他医学设备。在图3中所使用的电路对应于图1a中的cct1，但是备选地可以使用图1b中的cct2。这些电路cct1、cct2中的任一个电路可以任选地与电屏蔽es和任选的绝缘体层il组合使用，如在图1c和图1d中所图示的。第一极化换能器pt1和第二极化换能器pt2优选是超声换能器，但是备选地可以使用任何其他极化换能器，诸如在本文中所描述的范例换能器。第一极化换能器pt1、第二极化换能器pt2之间的电互连可以使用常规的电互连技术来完成，所述常规的电互连技术诸如线(wire)结合、导电粘合剂、焊接等。备选地，可以使用稍后参考图5所描述的换能器层压件，其中，可以经由压力接触来提供所需的电连接。

图3中的医学设备md具有主体b，主体b具有细长形式和轴ax1。备选地可以使用其他形状的主体b。图3中的第一电导体ec1和第二电导体ec2均沿着轴ax1延伸。第一电导体ec1和第二电导体ec2优选由线形成，因为线对于弯曲和缠绕过程是稳健的。备选地，可以使用其他形状的电导体，例如电轨道。通过为所述电导体ec1、ec2中的每个电导体提供相似的路径，可以降低对所述电导体的emi。此外，电导体ec1、ec2的路径优选彼此平行地布置。在一种配置中，第一电导体ec1和第二电导体ec2可以均以螺旋形式缠绕在所述主体周围。如稍后所描述的，这样的螺旋缠绕具有额外的益处：简化了能够被附接到这样的细长设备的层压件。如在图3中所图示的，第一极化换能器pt1和第二极化换能器pt2以环的形式缠绕在所述细长主体周围。这样的环形配置提供了围绕医学设备md的轴ax1的感测，而医学设备md不会使换能器模糊。此外，在图3中，第一极化换能器pt1和第二极化换能器pt2沿着所述轴ax1被分离开。备选地，第一极化换能器pt1和第二极化换能器pt2可以彼此相邻地设置；即，关于轴ax1围绕主体b的圆周以并排配置。

图3中的任选的差分放大器电路dacct被电连接到第一电导体ec1和第二电导体ec2，并且被配置为生成放大的差异电信号ades，所述放大的差异电信号ades对应于由所述第一电导体ec1承载的电信号与由所述第二电导体ec2承载的电信号之间的放大的差异。差分放大器电路dacct的增益的模数例如可以大于或等于单位一。对此，根据电信号的类型，即，由对应的极化换能器pt1、pt2生成的电荷、电压或电流，可以使用从电子领域中已知的许多合适的差分放大器电路。差分放大器电路dacct提供放大的差异电信号ades，所述放大的差异电信号ades对应于在由第一电导体ec1承载的电信号与由第二电导体ec2承载的电信号之间的放大的差异。放大的差异电信号ades随后可以由电子电路进一步处理，例如使用数模转换器或dac电路将其转换为数字化形式。

任选地，可以提供处理器以便控制通过所述差分放大器电路dacct的放大过程以及将其放大的差异电信号ades转换为数字信号的过程。因此，所述处理器可以执行辨别换能器信号与电磁干扰的软件实施的方法。所述软件实施的方法可以作为能由处理器执行的指令被存储在计算机程序产品上。所述计算机程序产品可以由专用硬件或者能够执行与适当软件相关联的软件的硬件来提供。当由处理器提供时，所述功能能够由单个专用处理器、由单个共享处理器或者由其中的一些能够被共享的多个个体处理器来提供。此外，术语“处理器”或“控制器”的明确使用不应当被解释为专指能够执行软件的硬件，并且能够隐含地包括但不限于数字信号处理器“dsp”硬件、用于存储软件的只读存储器“rom”、随机存取存储器“ram”、非易失性存储装置等。此外，本发明的实施例能够采用能从计算机可用或计算机可读存储介质访问的计算机程序产品的形式，所述计算机可用或计算机可读存储介质提供由计算机或者任何指令执行系统使用或者与其结合使用的程序代码。出于本说明书的目的，计算机可用或计算机可读存储介质能够是任何装置，其可以包括、存储、通信、传播或传输程序以供指令执行系统、装置或设备使用或者与之结合使用。所述介质能够是电、磁、光学、电磁、红外或半导体系统，或装置或设备，或传播介质。计算机可读介质的范例包括半导体或固态存储器、磁带、可移动计算机磁盘、随机存取存储器“ram”、只读存储器“rom”、刚性磁盘和光盘。光盘的当前范例包括紧致盘-只读存储器“cd-rom”、紧致盘-读/写“cd-r/w”，蓝牙^tm和dvd。

上文所描述的医学设备适用于各种应用。一种这样的示范性应用是用于基于超声信号来跟踪医学设备md的位置的位置跟踪系统。在这种应用中，所述医学设备md的第一极化换能器pt1和第二极化换能器pt2均被配置为探测超声信号。图4图示了位置跟踪系统pts，其包括超声成像系统uis和医学设备md。

在图4中，超声成像系统uis包括超声成像探头uip、图像重建单元iru、成像系统处理器isp、成像系统接口isi和显示器disp。如互连箭头所指示的，图4中的各单元彼此通信。超声成像系统uis对应于常规的超声成像系统。单元iru、isp、isi和disp通常位于与超声成像探头uip有线通信的控制台中。还设想到了，例如使用光学、红外或rf通信链路的无线通信可以替代有线链路。还设想到了，单元iru、isp、isi和disp中的一些单元可以替代地被包含在超声成像探头uip内，如例如被包含在philipslumify超声成像系统中。

在图4中，超声成像探头uip包括线性超声收发器阵列tra，其在超声场uf内发射和接收超声能量。超声场uf截取感兴趣体积vol。超声场uf在图4中是扇形的并且由超声波束bi..k来限定。注意，尽管在图4中图示了扇形波束，但是对医学设备md的跟踪并不限于特定形状的超声场；例如，也可以使用3d场。超声成像探头uip还可以包括未示出的电子驱动器和接收器电路，其被配置为放大和/或调节由超声成像探头uip发射或接收到的信号的相位，以便生成和探测波束bi..k中的超声信号。因此，所述电子驱动器和接收器电路可以被用于操纵所发射和/或接收的超声波束方向。

在使用中，图4中的超声成像系统uis以下列方式来操作。操作者可以经由成像系统接口isi来规划超声流程。一旦选择了操作流程，成像系统接口isi就触发成像系统处理器isp以执行应用特异性程序，其生成并且解读由超声成像探头uip生成和探测到的信号。超声成像系统uis还可以包括用于存储这样的程序的存储器(未示出)。所述存储器例如可以存储超声波束控制软件，所述超声波束控制软件被配置为控制由超声成像探头uip生成和/或探测到的超声信号的序列。图像重建单元iru，其功能备选地由成像系统处理器isp来执行，将从超声成像探头uip接收到的数据重建成与超声场uf相对应的图像，并且随后在显示器disp上显示该图像。所重建的图像例如可以是超声亮度模式“b模式”图像，否则被称为“2d模式”图像、“c模式”图像或者多普勒模式图像，或者实际上是任意超声图像。

图4中还示出了示范性医学针形式的医学设备md，以及差分放大器电路dacct、位置确定单元pdu和图标提供单元ipu。尽管被图示为分离的单元，但是也设想到单元pdu和ipu中的一个或多个单元的功能可以在超声成像系统uis内执行，例如在提供单元iru和isp的功能的存储器或处理器内执行。

附接到医学设备md的第一极化换能器pt1和第二极化换能器pt2均被配置为探测超声信号。差分放大器电路dacct被电连接到医学设备md的第一电导体ec1和第二电导体ec2，并且被配置为：响应于探测到在超声成像探头uip与医学设备md之间传输的超声信，而提供与由第一电导体ec1承载的电信号与由第二电导体ec2承载的电信号之间的放大的差异相对应的放大的差异电信号ades。因此，在信号ades中消除了第一电导体ec1和第二电导体ec2两者共有的任何emi。位置确定单元pdu被配置为：接收放大的差异电信号ades，并且基于该信号以及基于在所述超声成像探头与所述医学设备之间传输的超声信号来计算医学设备相对于所述超声场的位置。

在图4中所图示的配置中，基于由超声成像探头uip的超声收发器阵列tra生成的超声信号来确定所述医学设备的所述位置，所述超声信号随后由极化换能器pt1、pt2来探测；即，在超声成像探头uip与医学设备md之间传输。在该配置中，极化换能器pt1、pt2均接收与波束bi..k相对应的超声信号。极化换能器pt1、pt2可以如在参考图1所描述的电路cct1、cct2中的任意电路中那样被电连接。放大的差异电信号ades包括与由超声收发器阵列tra生成的超声信号相对应的信号。位置确定单元pdu通过将由超声收发器阵列tra生成的超声信号与由极化换能器pt1、pt2探测到的超声信号相关联来识别极化换能器pt1、pt2的平均位置。更具体而言，该相关性基于：i)与由极化换能器pt1、pt2探测到的每个波束bi..k相对应的超声信号的幅度；以及ii)每个波束bi..k的生成与极化换能器pt1、pt2对其的探测之间的飞行时间，来确定极化换能器pt1、pt2相对于超声场uf的最佳适配位置。这可以如下地图示。当极化换能器pt1、pt2在超声场uf的附近时，将探测到来自与极化换能器pt1、pt2最近的波束bi..k的超声信号具有相对较大的幅度，而更远距离的波束将被探测到具有相对较小的幅度。通常，被探测到具有最大幅度的波束被识别为最接近极化换能器pt1、pt2的平均位置的波束。这限定了超声收发器阵列tra与极化换能器pt1、pt2的平均位置之间的面内角θipa。超声收发器阵列tra中的相应发射器与极化换能器pt1、pt2的平均位置之间的范围由最大幅度波束bi..k的生成与其随后的探测之间的飞行时间来确定。所述范围通过将所述飞行时间乘以超声传播的速度来确定。因此，所述范围和所述面内角识别极化换能器pt1、pt2相对于超声场uf的平均位置的最佳拟合位置。

在图4中未图示的另一种配置中，超声成像探头uip还包括被附接到超声成像探头uip的至少三个超声发射器。所述至少三个超声发射器与位置确定单元pdu通信。在这种配置中，所述超声场uf再次被用于提供超声图像，在超声图像中指示了所述医学设备的位置。然而，在这种配置中，位置确定单元pdu被配置为基于由被附接到超声成像探头uip的所述至少三个超声发射器生成的超声信号来计算医学设备md的位置，所述超声信号随后由极化换能器pt1、pt2来探测；即，在超声成像探头uip与医学设备md之间传输。在这种配置中，位置确定单元pdu基于由每个发射器发射的超声信号的飞行时间来确定每个发射器与极化换能器pt1、pt2的平均位置之间的距离。随后使用三角测量来确定极化换能器pt1、pt2的所述平均位置。这提供了极化换能器pt1、pt2在三维中相对于超声成像探头uip以及因此相对于其超声场uf的平均位置，因为所述至少三个发射器被附接到所述超声成像探头uip。

因此，图4中的位置确定单元pdu可以被用在以上配置中的任意配置中，以基于在超声成像探头uip与医学设备md之间传输的超声信号来计算极化换能器pt1、pt2相对于超声场uf的平均位置。所述平均位置对应于极化换能器pt1、pt2的灵敏度中心。

在这两种配置中，图4中的图标提供单元ipu被配置为在所重建的图像rui中提供指示医学设备md相对于所述超声场uf的位置的图标ik。所述图标例如可以是圆形、十字形、指针等，并且例如可以使用图像融合、叠加或者通过在期望的图标位置处改变所重建的超声图像rui的对比度或颜色或者通过使用类似的图像融合技术而在所重建的图像rui中提供。

图标提供单元ipu例如可以借助于处理器来实施。此外，所述图标提供单元ipu、所述位置确定单元pdu或者所述图像重建单元iru中的任意单元的功能可以由一个或多个处理器来提供。这些处理器可以包括被配置为执行上文所概述的其相应功能的指令。这样的指令可以被包括在数据载体上。此外，这些单元中的一个或多个单元可以由超声成像系统uis的成像系统处理器isp来提供。

极化换能器pt1、pt2通常可以由分立的电子部件来提供。然后可以将这些部件附接到如关于图3和图4所描述的医学设备。在另一种配置中，极化换能器pt1、pt2可以由诸如pvdf的箔形成。这样的箔提供柔性，并且因此非常适合于被附接到非扁平对象，诸如医学针的轴杆。备选地，可以使用诸如在专利申请wo2015155645中公开的浸涂工艺来形成pvdf极化换能器。在下文所描述的另一种配置中，可以提供包括极化换能器pt1、pt2的换能器层压件。

图5图示了可以被附接到医学设备的轴杆的换能器层压件tl。图5a以平面视图图示了换能器层压件tl。图5b和图5c分别以组装视图和以分解视图图示了沿着x-x'的截面视图。图5d和图5e分别以组装视图和以分解视图图示了沿着y-y'的截面视图。图5f和图5g分别以组装视图和以分解视图图示了沿着z-z'的截面视图。图5中的换能器层压件tl包括第一细长箔f1、第二细长箔f2、第一电导体ec1、第二电导体ec2、用于探测超声信号的第一极化换能器pt1以及用于探测超声信号的第二极化换能器pt2。第一细长箔f1、第二细长箔f2、第一电导体ec1以及第二电导体ec2均沿着长度轴lax延伸。换能器层压件tl任选地可以包括电屏蔽es以进一步降低emi。电屏蔽es可以被布置为覆盖第一电导体ec1和第二电导体ec2的至少部分，并且任选地还可以覆盖第一极化换能器pt1和第二极化换能器pt2的部分或全部外表面。电屏蔽es可以由各种导电材料形成，诸如金属，例如金、铝、铬等，或者由导电聚合物形成。

在图5a中所图示的极化换能器pt1、pt2以及电导体ec1、ec2以图1a的电路cct1的形式被连接在一起。极化换能器pt1、pt2中的每个极化换能器的极化由+和-符号来表示。极化换能器pt1与pt2之间的互连由导电轨道ctr来完成。显然，诸如图1b的cct2的其他电路可以以类似的方式来实施。

如在图5b中所图示的，在沿着长度轴lax的位置x-x'处，第一电导体ec1、第二电导体ec2、第一极化换能器pt1和第二极化换能器pt2被夹置在第一细长箔f1与第二细长箔f2之间。此外，第一极化换能器pt1和第二极化换能器pt2彼此相邻地布置；即，以并排配置，并且使得其面向所述第一细长箔f1的外表面具有相反的极性。尽管在图5中，pt1和pt2被图示为沿着长度轴lax延伸，但是换能器的其他形状以及其中第一极化换能器pt1和第二极化换能器pt2彼此相邻的其他布置也是可能的。这些包括沿着长度轴lax分离pt1和pt2。例如，pt1和pt2可以对角线地布置或者成大约90度布置。也可以使用对导电轨道ctr的布线的对应改变以及任何必要的电隔离以实现期望的电路。当换能器层压件tl被附接到设备时，这些可以被用于提供期望的换能器布置。例如，如果图5中的换能器层压件tl关于长度轴lax围绕所述设备的轴折叠，则换能器pt1、pt2围绕设备轴的圆周分开。在另一范例中，如果换能器层压件tl围绕所述设备的轴缠绕，则所述换能器可以围绕所述设备轴的圆周以螺旋的形式来布置。通过调节pt1和pt2的取向并且选择最合适的缠绕/折叠形式的附件，提供了换能器布置的高度的灵活性。返回到图5b，第一极化换能器pt1和第二极化换能器pt2在第一电导体ec1与第二电导体ec2之间串联地并且以与图1a中的cct1中相同的极性电连接。备选地，第一极化换能器pt1和第二极化换能器pt2可以在第一电导体ec1与第二电导体ec2之间并联地并且以相同的极性电连接，如在图1b中的cct2中。图5b还指示第一粘合层al1和第二粘合层al2，其任选地可以被用于将箔f1和箔f2粘合在一起。也可以使用单个粘合层，或者根本不使用粘合层，后者使用范德瓦尔斯力将两个箔附接在一起。任选地，换能器层压件可以包括被设置在换能器层压件tl的外表面上的粘合层al1a、al2a中的一个或者这两者，以便将换能器层压件tl结合到表面。如在图5b中针对pt1所指示的，第一极化换能器pt1和第二极化换能器pt2可以包括极化材料层pi，以及提供与极化材料层pi电接触的电极ela、elb。如在图5c中所指示的，在分解视图中，沿着截面x-x'，换能器层压件tl可以通过将电导体ec1、ec2夹置在第一细长箔f1与第二细长箔f2之间来组装。第一极化换能器pt1、第二极化换能器pt2以及导电轨道ctr被示为被压入到第一粘合层al1中。这样的结构保持导电轨道ctr与第一极化换能器pt1和第二极化换能器pt2电接触。

如在图5d和图5e中所指示的，在沿着长度轴lax的位置y-y'处，第一电导体ec1、第二电导体ec2、第一极化换能器pt1以及第二极化换能器pt2被夹置在第一细长箔f1与第二细长箔f2之间。然而，在此，在夹置结构中不存在导电轨迹ctr。因此，如在图5d和图5e中所指示的，导电轨道ctr可以仅覆盖第一极化换能器pt1和第二极化换能器pt2的表面区域的部分。

如在图5f中所指示的，在沿着长度轴lax的位置z-z'处，第一电导体ec1和第二电导体ec2被夹置在第一细长箔f1与第二细长箔f2之间，并且第一极化换能器pt1和第二极化换能器pt2都没有被夹置在第一细长箔f1与第二细长箔f2之间。位置z-z'因此限定了换能器层压件tl的电互连部分。

在图5中的第一细长箔f1和第二细长箔f2可以由各种聚合物材料来形成，例如可以使用聚对苯二甲酸乙二醇酯(pet)、聚酰亚胺(pi)或聚酰胺(pa)。优选地，所述箔是由电绝缘材料形成的。粘合层al1、al1a、al2、al2a原则上可以是任何粘合层，但是压敏粘合剂(即psa)层是优选的。压敏粘合剂是在施加压力时形成粘合结合的一类材料。有利地，压敏粘合剂提供可靠的结合，并且由此提供快速组装的稳健结构。合适的压敏粘合剂包括由3m公司制造的产品2811cl。这些可以作为涂覆psa的聚合物片材提供，诸如由3m公司提供的产品9019。涂覆psa的聚合物片材通常被提供有可去除的外层，所述外层被剥离以露出粘合层，并且由此保护粘合层直到需要其粘合特性。此外，粘合层al1、al1a、al2、al2a优选由电绝缘材料形成。电导体ec1、ec2提供与极化换能器pt1、pt2的电接触，或者更具体地，提供与其对应的电极ela、elb的电接触。用于电导体的合适的材料包括金属，例如金、铝、铜、银和铬。优选地，所述电导体为线的形式。通常具有基本上圆形截面的线提供具有高柔性的换能器层压件tl。在图5中的极化换能器pt1、pt2被配置为探测超声信号。优选地，这些由压电材料制成。聚偏二氟乙烯，即pvdf，或者pvdf组中的相关材料，包括诸如聚偏二氟乙烯三氟乙烯的pvdf共聚物以及诸如p(vdf-trfe-ctfe)的pvdf三元共聚物，是针对图5中的极化换能器pt1、pt2的优选材料。这些材料可以柔性层的形式获得，其易于包含到换能器层压件tl中。

图5中的换能器层压件tl可以被附接到医学设备的轴杆上。所述医学设备可以被用在跟踪系统中，诸如参考图4所描述的上文所描述的位置跟踪系统。换能器层压件例如可以围绕所述医学设备的轴杆缠绕；例如，围绕图3中所图示的医学针的轴杆缠绕。

总之，已经描述了不易受emi影响的医学设备。所述医学设备包括主体、第一电导体、第二电导体、第一极化换能器和第二极化换能器。所述第一电导体和所述第二电导体均沿着所述主体延伸。所述第一极化换能器和所述第二极化换能器被附接到所述主体，使得其外表面具有相反的极性。此外，所述第一极化换能器和所述第二极化换能器以以下方式被连接在所述第一电导体与所述第二电导体之间i)串联地并且以相同的极性电连接；或者ii)并联地并且以相同的极性电连接。在所述医学设备中，随后可以通过将所述第一电导体和所述第二电导体中的每个电导体上的电信号相减来消除这些导体中的每个导体上的共同emi信号。

尽管已经在附图和前文关于位置跟踪系统的描述中详细图示和描述了本发明的医学设备，但是本申请应当被认为是说明性或示范性的而非限制性的。此外，本发明并不限于所公开的实施例，并且可以用在各种医学感测应用中。此外，应当理解，可以组合在本文所例示的各种范例和实施例，以便提供各种系统、设备和方法。