CN101384921B - 使用窄探针的经食管的超声波 - Google Patents

使用窄探针的经食管的超声波 Download PDF

Info

Publication number
CN101384921B
CN101384921B CN200480035079.6A CN200480035079A CN101384921B CN 101384921 B CN101384921 B CN 101384921B CN 200480035079 A CN200480035079 A CN 200480035079A CN 101384921 B CN101384921 B CN 101384921B
Authority
CN
China
Prior art keywords
transducer
given pixel
frequency band
sampling
pixel
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Expired - Fee Related
Application number
CN200480035079.6A
Other languages
English (en)
Other versions
CN101384921A (zh
Inventor
斯科特·L·罗森
哈罗德·M·黑斯廷斯
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
PRISMA MEDICAL TECHNOLOGIES LL
Original Assignee
PRISMA MEDICAL TECHNOLOGIES LL
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by PRISMA MEDICAL TECHNOLOGIES LL filed Critical PRISMA MEDICAL TECHNOLOGIES LL
Publication of CN101384921A publication Critical patent/CN101384921A/zh
Application granted granted Critical
Publication of CN101384921B publication Critical patent/CN101384921B/zh
Expired - Fee Related legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Images

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/44—Constructional features of the ultrasonic, sonic or infrasonic diagnostic device
    • A61B8/4444—Constructional features of the ultrasonic, sonic or infrasonic diagnostic device related to the probe
    • A61B8/445—Details of catheter construction
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/12—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves in body cavities or body tracts, e.g. by using catheters
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/08—Detecting organic movements or changes, e.g. tumours, cysts, swellings
    • A61B8/0883—Detecting organic movements or changes, e.g. tumours, cysts, swellings for diagnosis of the heart
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/44—Constructional features of the ultrasonic, sonic or infrasonic diagnostic device
    • A61B8/4483—Constructional features of the ultrasonic, sonic or infrasonic diagnostic device characterised by features of the ultrasound transducer
    • A61B8/4488—Constructional features of the ultrasonic, sonic or infrasonic diagnostic device characterised by features of the ultrasound transducer the transducer being a phased array
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01S—RADIO DIRECTION-FINDING; RADIO NAVIGATION; DETERMINING DISTANCE OR VELOCITY BY USE OF RADIO WAVES; LOCATING OR PRESENCE-DETECTING BY USE OF THE REFLECTION OR RERADIATION OF RADIO WAVES; ANALOGOUS ARRANGEMENTS USING OTHER WAVES
    • G01S15/00—Systems using the reflection or reradiation of acoustic waves, e.g. sonar systems
    • G01S15/88—Sonar systems specially adapted for specific applications
    • G01S15/89—Sonar systems specially adapted for specific applications for mapping or imaging
    • G01S15/8906—Short-range imaging systems; Acoustic microscope systems using pulse-echo techniques
    • G01S15/8909—Short-range imaging systems; Acoustic microscope systems using pulse-echo techniques using a static transducer configuration
    • G01S15/8915—Short-range imaging systems; Acoustic microscope systems using pulse-echo techniques using a static transducer configuration using a transducer array
    • G01S15/8925—Short-range imaging systems; Acoustic microscope systems using pulse-echo techniques using a static transducer configuration using a transducer array the array being a two-dimensional transducer configuration, i.e. matrix or orthogonal linear arrays
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01S—RADIO DIRECTION-FINDING; RADIO NAVIGATION; DETERMINING DISTANCE OR VELOCITY BY USE OF RADIO WAVES; LOCATING OR PRESENCE-DETECTING BY USE OF THE REFLECTION OR RERADIATION OF RADIO WAVES; ANALOGOUS ARRANGEMENTS USING OTHER WAVES
    • G01S15/00—Systems using the reflection or reradiation of acoustic waves, e.g. sonar systems
    • G01S15/88—Sonar systems specially adapted for specific applications
    • G01S15/89—Sonar systems specially adapted for specific applications for mapping or imaging
    • G01S15/8906—Short-range imaging systems; Acoustic microscope systems using pulse-echo techniques
    • G01S15/8934—Short-range imaging systems; Acoustic microscope systems using pulse-echo techniques using a dynamic transducer configuration
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01S—RADIO DIRECTION-FINDING; RADIO NAVIGATION; DETERMINING DISTANCE OR VELOCITY BY USE OF RADIO WAVES; LOCATING OR PRESENCE-DETECTING BY USE OF THE REFLECTION OR RERADIATION OF RADIO WAVES; ANALOGOUS ARRANGEMENTS USING OTHER WAVES
    • G01S15/00—Systems using the reflection or reradiation of acoustic waves, e.g. sonar systems
    • G01S15/88—Sonar systems specially adapted for specific applications
    • G01S15/89—Sonar systems specially adapted for specific applications for mapping or imaging
    • G01S15/8906—Short-range imaging systems; Acoustic microscope systems using pulse-echo techniques
    • G01S15/8977—Short-range imaging systems; Acoustic microscope systems using pulse-echo techniques using special techniques for image reconstruction, e.g. FFT, geometrical transformations, spatial deconvolution, time deconvolution
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01S—RADIO DIRECTION-FINDING; RADIO NAVIGATION; DETERMINING DISTANCE OR VELOCITY BY USE OF RADIO WAVES; LOCATING OR PRESENCE-DETECTING BY USE OF THE REFLECTION OR RERADIATION OF RADIO WAVES; ANALOGOUS ARRANGEMENTS USING OTHER WAVES
    • G01S7/00—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00
    • G01S7/52—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00 of systems according to group G01S15/00
    • G01S7/52017—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00 of systems according to group G01S15/00 particularly adapted to short-range imaging
    • G01S7/52023—Details of receivers
    • G01S7/52036—Details of receivers using analysis of echo signal for target characterisation
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01S—RADIO DIRECTION-FINDING; RADIO NAVIGATION; DETERMINING DISTANCE OR VELOCITY BY USE OF RADIO WAVES; LOCATING OR PRESENCE-DETECTING BY USE OF THE REFLECTION OR RERADIATION OF RADIO WAVES; ANALOGOUS ARRANGEMENTS USING OTHER WAVES
    • G01S7/00—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00
    • G01S7/52—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00 of systems according to group G01S15/00
    • G01S7/52017—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00 of systems according to group G01S15/00 particularly adapted to short-range imaging
    • G01S7/52079—Constructional features
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01S—RADIO DIRECTION-FINDING; RADIO NAVIGATION; DETERMINING DISTANCE OR VELOCITY BY USE OF RADIO WAVES; LOCATING OR PRESENCE-DETECTING BY USE OF THE REFLECTION OR RERADIATION OF RADIO WAVES; ANALOGOUS ARRANGEMENTS USING OTHER WAVES
    • G01S15/00—Systems using the reflection or reradiation of acoustic waves, e.g. sonar systems
    • G01S15/88—Sonar systems specially adapted for specific applications
    • G01S15/89—Sonar systems specially adapted for specific applications for mapping or imaging
    • G01S15/8906—Short-range imaging systems; Acoustic microscope systems using pulse-echo techniques
    • G01S15/8909—Short-range imaging systems; Acoustic microscope systems using pulse-echo techniques using a static transducer configuration
    • G01S15/8915—Short-range imaging systems; Acoustic microscope systems using pulse-echo techniques using a static transducer configuration using a transducer array
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01S—RADIO DIRECTION-FINDING; RADIO NAVIGATION; DETERMINING DISTANCE OR VELOCITY BY USE OF RADIO WAVES; LOCATING OR PRESENCE-DETECTING BY USE OF THE REFLECTION OR RERADIATION OF RADIO WAVES; ANALOGOUS ARRANGEMENTS USING OTHER WAVES
    • G01S7/00—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00
    • G01S7/52—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00 of systems according to group G01S15/00
    • G01S7/52017—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00 of systems according to group G01S15/00 particularly adapted to short-range imaging
    • G01S7/52023—Details of receivers
    • G01S7/52033—Gain control of receivers

Abstract

通过使用小型的横向取向的换能器实现经食管的超声波成像，该换能器最好足够小以适合直径为7.5mm的探针，更可取地，该换能器最好足够小以适合直径为5mm的探针。信号处理技术改善透深，以至可以获得左心室的完整的经胃短轴图，尽管该换能器是那么小。通过缩减探针的直径(与现有技术的探针相比)，可以降低患者的风险，减少或消除需要麻醉，并且能够长期之间观察监控患者的心脏功能。

Description

使用窄探针的经食管的超声波
背景技术
在医学界，监控心脏功能影响与患者护理有关的关键决策。一种类型的现有心脏监护是血管内的/心脏内的超声波换能器(如AccunavTM换能器)。然而，这种类型的换能器不能很好地适合经食管超声波心动图，因为换能器元件的方位是纵向的而不是横向的，这限制能够获得的图像的类型。第二种类型的现有心脏监护是经食管超声波心动图(TEE)换能器，其方位是横向的。然而，为了反复生成可使用的图像，这些换能器的方位孔径必须相当大(例如，对于成人其直径为10-15mm)，这需要比较大的探针。由于大探针的缘故，常规TEE通常需要麻醉，这会严重威胁导气管，并且不适合心脏的长期监控。
发明内容
通过使用小型的横向取向换能器实现经食管的超声波成像，该换能器最好足够小以适合直径为7.5mm的探针，更可取地，该换能器最好足够小以适合直径为5mm的探针。信号处理技术提供改进的透深，尽管该换能器是那么小。
附图说明
图1是利用心脏的直接可视化监控心脏功能的系统的总框图；
图2是图1的实施方式显示的探针的详细视图；
图3是左心室的经胃短轴图(TGSAV)的显示图像的示意图；
图4刻画获取TGSAV时换能器相对于心脏的定位；
图5表示把心脏的经胃短轴切成薄片的平面；
图6A表示可选探针接口配置；
图6B是TGC放大器的增益特性的图形；
图7A、7B和7C表示第一优选换能器配置；
图8A和8B表示第二优选换能器配置；
图9表示空间分辨率的分量；
图10表示分辨三维象素的形状和边界之间的相互作用；
图11表示扇区宽度；
图12是超声波射束掠过扇区时超声波射束的路径的示意图；
图13是与图12的某一射束的一部分相对应的采样的示意图；
图14是使用反馈信号的频率特性的处理算法的流程图；
图15是把增益系数映射到能量比上的函数的图形；以及
图16A和16B表示两种可供选择的换能器设计。
具体实施方式
图1是利用心脏的直接可视化连续不断地长期监控心脏功能的系统的总框图。使用超声波系统200来监控患者100的心脏10，其方法是，向探针50发送驱动信号，然后通过使用下面描述的图像处理算法，把从探针那里接收的反馈信号处理成图像。接着，采用任何常规方式，在监视器210上显示那些算法生成的图像。
图2表示与超声波系统200相连的探针50的详细视图。在探针50的远端是一个外壳60，超声波换能器10位于外壳60的远端64之内。下一部分是软轴62，它处于远端64和手柄56之间。轴62应该足够软，从而远端64可以通过有关解剖结构到达所需位置，并且操作员利用手柄56来协助远端64的定位。作为选择，手柄56可以包含触发机制58，操作员使用该机制按以下方式弯曲外壳60的末端以到达所需解剖位置。
在手柄56的另一端是一条电缆54，它在探针50的近端与连接器52相连。利用连接器52来连接探针50和超声波系统200，从而超声波系统200可以操纵探针。用于驱动换能器10的超声波系统200的信号经由适当线路和中间电路(未示出)通过探针50以驱动换能器10，同样，来自换能器10的反馈信号沿相反方向通过探针50到达超声波系统200，最终把它们处理成图像。接着，以有关技术领域中的技术人员熟知的方式，在监视器210上显示该图像。
在优选实施方式种，外壳60的外径小于7.5mm。探针包含超声波换能器10和引线，并且外壳60可以经由嘴或鼻子进入食管和胃。
在超声波系统200中处理反射的超声波信号，以生成心脏的图像。更可取地，正如下面描述的那样，利用附加信号处理来显著改进图像生成。图3表示左心室(LV)的经胃短轴图(TGSAV)的显示图像，它是通过使用优选实施方式成像的优选视图。所示的TGSAV图像以扇区方式出现，它包括围绕LV内的血液区域130的LV的心肌120。可以实时查看该图像，或进行记录以便稍后进行检查、分析和比较。作为选择，可以对心脏功能进行定量分析，包括但不限于心室和脉管尺寸和容积，心室功能，血流，充盈，瓣膜结构和功能以及心包病理学。
与常规TEE系统不同，优选实施方式中使用的比较窄的外壳能够长时间把探针放在患者体内。
正如在图4和5中看到的那样，利用探针50把换能器10引入并定位到患者体内的所需位置。胸腔内的心脏的方位是这样的，使左心室的顶点向下并在左边。此种方位导致左心室的下(底)壁刚好在左偏侧膈的上方，左偏侧膈刚好在胃的底部。手术时，换能器10发射扇型射束90。因此，通过把换能器10放置在胃的底部，同时使得扇型射束90穿过左心室对准心脏，可以提供心脏110的经胃短轴视图。扇型射束90的平面定义图5所示的图像平面95。该图对监控心脏手术特别有用，因为医务人员可以直接查看左心室，即，心脏的主增压室。请注意，在图4和5中，AO代表主动脉，IVC代表下腔静脉，SVC代表上腔静脉，PA代表肺动脉，LV代表左心室。
也可以使用其它换能器位置来获取心脏的不同视图，代表性地从食管中部到胃部，从而手术者能够直接查看大部分有关心脏解剖。例如，换能器10可以位于食管的下部，以获取常规四室图。通常无需充分弯曲探针尖，就能把换能器放置到食管中，然后前进到胃中。在食管之内，手术者通过使用有关探针的以下动作的某些或全部动作的组合可以获得心脏的所需视图：前进，后退，旋转和轻微弯曲。
为了在成人中使用，外壳60的外径最好小于7.5mm，更可取地，小于6mm，最好约为5mm。这大大小于常规TEE探针。尺寸缩减可以降低或消除需要麻醉，并且有助于把TEE的用途扩展到心脏监控，超出其先前的专用的短期放置。当使用5mm外壳时，外壳足够窄了，可以通过患者的鼻子，其优点是可以消除患者偶然咬一口探针的危险。作为选择，可以像常规TEE探针一样通过嘴。请注意，5mm直径的外壳类似于例如典型NG(鼻饲)管，目前无需在相同解剖位置进行麻醉，就可以长期使用NG管。因此，可以把探针放在适当位置达1小时，2小时，甚至6小时或更长时间。
外壳壁最好是用与常规TEE探针壁所用的材料相同的材料制成的，因此，能够经得住胃分泌物。连接换能器和系统的其余部分的探针内的线路类似于常规TEE探针的线路(当然，需要针对元件的数目进行调整)。外壳最好是可操纵的，从而可以用比较直的位置插入，在进入胃之后弯曲进入到适当位置。可以利用各种机制，包括但不限于转向或拉线，使探针尖偏转。在选择性实施方式中，探针可以使用本征偏转机制，如预制元件，包括但不限于预成形材料。作为选择，探针(包括其内的换能器)可以是可置换件。
为了形成LV的TGSAV图像，探针尖最好最终“前屈”(朝患者的正面弯曲)约70-110度。例如，其实现方式是，通过组合预制元件，即，防止在插入时弯曲的设备以及在探针进入所需解剖位置后使预制元件免于插入限制的触发器，把可触发的前屈(例如，约为70度)制成探针。作为选择，可以使用拉线进行操纵，以便在换能器下降到适合深度后提供另外的0-40度弯曲。最好设计可触发的前屈组件，从而在移除探针期间，要回到非弯曲位置时几乎没有阻力。
图6A表示与图1的实施方式类似的可选配置，只是与探针50相连的电路被安置到接口盒203内。超声波系统的其余部分仍然在主处理部件201内，主处理部件201经由合适电缆205与接口盒203通信。接口盒203包括对换能器10的信号进行放大和/或对这些信号进行数字化的电路。使用此种接口盒的优点是，为对电噪声非常敏感的电路的那些部分(亦即，信号弱的那些部分)提供比较短的信号通道。如果需要，也可以在接口盒203内生成用于驱动换能器10的发射信号。
通过使用多种技术，可以进一步降低电噪声。例如，在一种实施方式中，接口盒203包含前置放大器和独立电源，前置放大器充当放大/处理链中的第一级，独立电路用于接口盒和主处理部件201，目的是减少电噪声通过。在另一个实施方式中，接口盒203包含前置放大器，后者充当放大/处理链中的第一级，并且该前置放大器用电池供电。对于两种实施方式，时间增益补偿(TGC)最好是在前置放大器中实现的。TGC补偿以下事实，来自远处的散射体的反馈信号比来自附近的散射体的信号要弱，其实现方式是，增加具有较长传播时间的信号的增益。通过使用有关技术领域中熟练技术人员熟知的常规技术，可以实现TGC。图6B表示用于TGC的适合的增益对延迟特性的一个例子，其中x轴表示超声波脉冲的传输和反馈信号的检测之间的延迟，与深度的对应关系如下：
深度(单位cm)＝0.077cm/μs×延迟(单位μs)。
在前置放大器中实现TGC便于有效数字化。前置放大器也可以提供振幅压扩处理(一种压缩形式)，以便进一步便于有效数字化。作为选择，可以在接口盒中对前置放大器的输入进行数字化，此时，接口盒仅仅向主处理部件发送数字信号，以便进一步降低电噪声。这些数字信号甚至可以是光绝缘的，以消除反射通道上的所有可能的电气连接，以便进一步降低电噪声通过。
此处描述的优选实施方式提供来自换能器的LV的TGSAV的高质量图像，其中换能器足够小以适合上面描述的狭窄外壳。图7A-7C刻画第一种优选换能器10。图7A表示位于外壳60的远端的换能器10的位置，该图还包括被外壳60的器壁围绕的换能器10的顶视图22和换能器10的正面剖视图24。
正如在图7B中看到的那样，方位轴(Y轴)是水平的，仰角轴(Z轴)是垂直的，X轴朝读者方向投射到页面外。当通过给换能器中的适当元件加电使其一直向前时，射束将沿X轴离开。采用有关领域中的熟练技术人员熟知的方式，控制信号也可以以某个角度(相对于X轴而言)发出射束。
换能器10最好是用有关领域中的熟练技术人员熟知的方式，用N个压电元件L1...LN的堆叠、吸声衬垫12和前面的匹配层(未示出)制成的相控阵换能器。正如有关领域中的熟练技术人员理解的那样，最好能够单独地、独立地驱动相控阵换能器的元件，由于声或电耦合的缘故，不会在附近的元件中产生额外振动。另外，每个元件的性能最好尽可能相同，以形成更均匀的射束。作为选择，可以把切趾法集成到换能器中(亦即，在方位方向上，用于驱动换能器元件的功率从中部的最大值逐渐缩减到两端附近的最小值，对接收增益进行类似处理)。
优选换能器使用与常规TEE换能器相同的基本工作原理向患者发射声能量射束，并接收反馈信号。然而，尽管图7A-7C所示的第一优选换能器10与常规TEE换能器有许多共同特性，但是第一优选换能器10与常规换能器有以下不同：
  特征  常规TEE换能器   第一优选换能器
  横向(方位方向)的大小  10-15mm   约4-5mm
  元件数  64   约32-40
  仰角方向的大小  2mm   约4-5mm
  正面纵横比(仰角∶横向)  约1∶5   约1∶1
  工作频率  5MHz   约6-7.2MHz
表1
在图7A中，在换能器10的正面剖视图24上，把仰角标记为E，把横向孔径标记为A。在顶视图22中，可以看到外壳60的器壁相对于换能器10的位置。
图7C表示第一优选换能器10的更多细节。请注意，尽管附图中仅仅示出8个元件，但是优选换能器实际上有32-40个元件，间距P约为130μm。详细地，两个优选间距约为125μm(便于生产加工)和128μm(0.6倍的波长，当频率为7.2MHz时)。当32-40个元件的间距为125μm时，换能器10的合成方位孔径A(有时简称为孔径)在4-5mm之间。元件数的减少能够有利地减少连线数(与常规TEE换能器相比)，从而更容易把所需的全部连线装配到狭窄的外壳内。截口K(亦即，元件之间的间隔)最好尽可能的小(例如，约25-30μm或更小)。作为选择，优选换能器可以有24-48个元件，其间距约为100-150μm。
图8A-8B表示第二优选换能器10′。换能器10′与连同图7A-7C描述的第一优选换能器10类似，只是它在仰角方向上更高。在两组附图中，使用相似的参考号数表示两个换能器的相应特征。数字上，第二换能器与常规换能器有以下不同：
  特征  常规TEE换能器   第一优选换能器
  横向(方位方向)的大小  10-15mm   约4-5mm
  元件数  64   约32-40
  仰角方向的大小  2mm   约8-10mm
  正面纵横比(仰角∶横向)  约1∶5   约2∶1
  工作频率  5MHz   约6-7.2MHz
表2
在选择性实施方式中，可以构建其仰角方向的大小介于第一和第二优选换能器之间的换能器10。例如，其仰角方向的大小约为7.5mm，相应的仰角∶横向纵横比约为1.5∶1。
换能器10的横向取向(相对于外壳60的轴线)最好与常规TEE换能器相同。当把换能器放在胃部(如图4所示)时，该换能器生成的图像平面(方位/径向平面)与常规短轴截面中的心脏相交，从而提供心脏的经胃短轴图，如图3和5所示。在外壳的边界内，换能器在横向方向上最好尽可能的宽。现在参照图7A中的顶视图22，下表提供了能够装配在5mm外壳内的换能器的两个例子，以及能够装配在略大于5mm的外壳内的第三个例子：
  参数   第一个例子   第二个例子   第三个例子
  换能器中的元件数   38   36   40
  a(方位孔径)   4.75mm   4.50mm   5.00mm
  b(厚度)   1.25mm   2.00mm   2.00mm
  c(换能器处的外壳的内径)   4.91mm   4.92mm   5.39mm
  外壳壁厚度   0.04mm   0.04mm   0.04mm
  外壳的外径   4.99mm   5.00mm   5.47mm
表3
现在参照图8A中的顶视图22，表3中的3个例子同样适合把第二优选换能器10′装配到5-5.5mm的外壳内。
上述实施方式假定外壳是圆筒形的。然而，也可以使用其它形状的外壳来放置换能器，包括但不限于椭圆、卵形等。此时，正如本文使用的那样，所提及的外壳的直径系指该外壳的最小外接圆的直径。为解决此类形状变化，可以利用其外周长来表示外壳。例如，5mm的圆筒形外壳的周长为5πmm(亦即，约16mm)。当涉及长方形换能器时，与圆筒形外壳相比，使用卵形或椭圆形外壳可以降低外壳的外周长。例如，受一个6mm×2mm的矩形(其角被弄成半径为0.5mm的圆角)限制的卵形可以包含一个5mm×2mm的矩形区域，这可以容纳表3中的第三个例子的换能器。考虑到0.04mm的外壳器壁厚度，得到的外周长为15.4mm，这与直径为4.9mm的圆的外周长相同。下表给出与此处讨论的某些直径相对应的外周长：
  外径   外周长
  2.5mm   8mm
  4   13
  5   16
  6   19
  7.5   24
表4
因为位于换能器的每端的最后一个或两个元件的特性可能与其余元件的特性不同(由于其环境差异的缘故)，所以每端的最后两个元件可以是“哑”元件。此时，被驱动的并且用来接收的有效元件数将是元件的总数(表3所示)减去4。可选地，可以省略到达这些哑元件的连线，因为信号不会传播到哑元件，哑元件也不会传播信号。作为选择，可以包含其连线，并驱动最后两个元件，由于它们位于换能器的末端，这些元件的接收增益必须进行严格的切趾处理以进行部分补偿。
可取地，使用常规聚束技术来形成声能量束并对准所需方向。例如，利用相位调整(亦即，安排相控阵中的各元件的L1...LN激励时间，并且在各元件的反射中使用合适的时间延迟，然后通过计算各反射得到超声波反馈信号)，把焦点集中到方位方向上。把焦点集中到仰角方向上基于声音信号的近场和远场性质，并且取决于仰角方向上的元件的实际高度和可选的声透镜。
适合确定LV大小和功能的分辨率依赖于方位、仰角和轴分辨率的组合。该组合称为“空间分辨率”，并且用图9表示。图9表示图像平面320和落在图像平面320上的扫描线310。轴向AX是用扫描线310定义的，并且换能器(未示出)远远位于沿AX轴方向的后面。在所成像的三维象素的外面，方位方向AZ垂直于图像平面320内的AX轴，仰角轴EL垂直于图像平面320。在理想系统中，每个三维象素是一个点。然而，在真实系统中，三维象素具有容积，容积是由三个方向AX、AZ和EL上的分辨率定义的，如三维象素330所示。同样地，尽管把图像平面320刻画成一个薄平面，但是真实图像平面在仰角方向EL上是有厚度的，其厚度等于仰角方向上的三维象素330的厚度。
用于方位和仰角分辨率的通式为：
Δθ≈1.22λ/d，
其中Δθ表示波束宽度，单位为弧度，λ表示波长(对应于换能器的中心频率)，d表示指定方向(方位或仰角)上的孔径。波长λ和孔径d是用相同单位(如μm)测量的。
轴分辨率与波长λ成正比。尽管发明人不知道轴分辨率的任何具体计算规则，但是它通常为波长的16-64倍。因此，增加中心频率将增加空间分辨率的所有三个分量。5-10MHz的中心频率足以提供合适的分辨率。
图10说明在确定分辨三维象素的形状和检测并确定边界时的边界方位之间的交互作用时三个分量之间的相互影响。它表示与图9中出现的三维象素相同的三维象素330，同时表示与那个三维象素重合的正在成像的边界的一个示例块340。如果边界方位对于分辨三维象素是随机的，则一个适合方法是尽可能使分辨三维象素为立方体。为了获得那种形状，给定三维象素的方位和仰角分辨率应大致相等，当换能器的正面大致为正方形时出现此种情况，正如连同图7A-7C讨论的第一优选换能器那样。
对于第一优选换能器，仰角孔径大约与方位孔径相同。换句话说，换能器的正面的仰角∶横向纵横比大致为1∶1(亦即，大致为正方形)。因此，其横向宽度为4-5mm的方形换能器的面积大约为16-25mm2。
用于方位和仰角分辨率的公式为：
ΔθAZ＝1.22×λ/dAZ
和
ΔθEL＝1.22×λ/dEL
其中ΔθAZ和ΔθEL分别为方位和仰角分辨率，(都是用弧度测量的)；而dAZ和dEL分别为方位和仰角孔径。可以按以下方式把这些分量组合成用于总分辨率的一个方程，作为面积和频率的函数：
ΔθOVERALL＝1.5×λ2/(dAZ×dEL)
如上所述，增加中心频率会增加分辨率。然而，由于与频率有关的衰减，增加中心频率也会降低透深，衰减符合以下近似公式：
a≈0.5f×r
其中a表示单向衰减，单位为dB，f是中心频率，单位为MHz，r是深度，单位为cm。因此，与频率有关的单向衰减通常约为0.5dBMHz-1cm-1，典型的与频率有关的往返衰减通常约为1dB MHz-1cm-1。
发明人已经测定，对于使用其方位孔径为4.75mm的换能器的TEE而言，中心频率在6和7.2MHz之间的换能器提供分辨率和透深之间的良好折衷。在此处描述的实施方式中，上述频率范围通常可以提供足够透深以便对左心室的远端器壁成像(在TGSAV中)，从而可以计算左心室的内部容积。(在大多数受检者中，12cm的透深足以对远端器壁成像。对于许多受检者，9-10cm的透深就足够了。)
当换能器元件的间距为125μm时，使用6.16MHz的换能器中心频率是特别有利的，因为它相当于波长λ＝250μm。当处于该波长时，元件的间距为0.5λ，有时称为“半波长间距”。正如有关领域的熟练技术人员熟知的那样对于给定的方位孔径，半波长间距能够很好地消除光栅叶，同时能够把元件数降到最低程度。就消除光栅叶来说，稍微大一点的间距，如0.6λ，仍然能很好地工作。因此，对于能够在中心频率范围内工作的换能器，即使频率增加20％(亦即，间距约为0.6λ时)，仍然可以保持可接受的性能。
如上所述，用于角分辨率的公式是θ≈λ/d。参考上面的表格，第一优选换能器的第一个例子是一个38个元件的换能器，其间距为125μm，导致4.75mm的换能器宽度(d＝4750μm)。它大致为正方形，中心频率为6.16MHz(λ＝250μm)。当把d和λ的那些值代入分辨率方程时，结果为θ≈0.053弧度，换算成方位和仰角方向上的大约3度的分辨率。
在仰角方向上增加换能器的大小有助于改善仰角方向上的系统的角分辨率(与具有2mm仰角的常规TEE换能器相比)。增加仰角方向上的分辨率有助于补偿方位方向上的角分辨率损耗，该损耗是由于把方位孔径缩小到约4-5mm造成的。
发明人已经注意到，进一步在仰角方向上增加换能器的大小，从而它大于方位方向上的换能器的大小，这会在TGSAV中对心脏的远端器壁成像时提供改进的性能。在换能器仰角方向上的增加使得分辨三维象素在仰角方向上收缩，收缩距离对应于LV的远端器壁，导致仰角方向上的分辨率增加。发明人相信，增加该方向上的分辨率至少在某种程度上是有益的，因为相对于换能器的正面，远端器壁向Y轴倾斜。(Y轴如图8B所示。)因此，通过在仰角方向上使三维象素的大小收缩，可以把落在单个三维象素内的镜面反射引起的反馈信号的分量的变化降到最低程度。
发明人已经测定，当换能器在仰角方向上的大小是横向方向上的大小的1.5倍以上时，TGSAV的图像更好，当换能器在仰角方向上的大小约为横向方向上的大小的两倍时，获得TGSAV的最好图像，正如连同图8A和8B以及表2描述的第二优选换能器10′那样。
优选实施方式使用比较小的扇区宽度(如60°)，代替常规TEE系统通常使用的90°扇区宽度。现在参照图11，该图表示从换能器10的正面14发出的60°扇区92。通过用(标称)方位孔径(θ＝0时)乘以cos(θ)，可以获得与中心线CL的夹角为θ的有效方位孔径。因为cos(30°)＝0.866和cos(45°)＝0.707，所以把扇区宽度限制为60°(亦即，距离中心线CL的两边各30°)在最坏情况的方位孔径中引起比较小的降级：相比在90°扇区宽度的情况中下降26.8％，方位孔径仅仅下降13.4％。例如，对于宽度为4.75mm的换能器(5mm外壳直径)的最坏情况下的孔径，在60°扇区中将是4.11mm。该结果是改进的有效方位孔径，由此改善可以用小换能器获得的总分辨率。如果使用常规的90°扇区，为了预防相同的最坏情况下的孔径，需要宽度为5.82mm的换能器(6.1mm外壳直径)。
在使用上面描述的换能器把超声波能量射束发送到患者体内之后，接收超声波反馈信号，最好用同一换能器接收。换能器把超声波反馈信号转换为电反馈信号。当射束掠过成像扇区时，该过程继续。图12是超声波射束掠过该扇区时的射束通路的示意图，首先通过线路B1，然后通过线路B2，直至通过线路BM。这些扫描线B1...BM与扇型射束90(图4所示)以及扇区92(图11所示)相对应。尽管该图仅仅包括少数(M)扫描线，但是实际系统可以有许多条非常稠密的扫描线，从而不会对方位分辨率造成不利影响。
可以把电反馈信号模拟成调幅信号，载波频率为中心频率，从散射体间距和诸如心脏肌束周围存在结缔组织的其它组织特性部分引起调制。对电反馈信号进行解调和数字化(亦即，采样)以形成解调数字化反馈信号(DDRS)。可以使用有关领域的熟练技术人员熟知的各种常规技术来形成DDRS。一个例子是数字化电反馈信号，然后对结果进行整流(亦即，取绝对值)以形成整流数字化超声波反馈信号。另一个例子是用模拟形式对电反馈信号进行整流，然后对结果进行数字化以形成DDRS。也可以使用选择性解调方法从电反馈信号中抽取调制信息，包括但不限于相干解调、Hilbert变换以及有关领域的熟练技术人员熟知的其它解调技术。
图13是与图12的超声波射束B1...BM的一个射束的一部分相对应的DDRS的示意图。利用点S0...S143表示每个采样。每个采样对应于2D空间中的一个点，它以射束的方向以及信号从换能器传播到正在谈论的点并从该点返回所花费的时间为基础。例如，如果反馈信号是以50MHz的频率数字化的，则采样之间的时间将是0.02μs，相当于0.015mm的距离(基于声音在体内的速度)。尽管该图仅仅包括144个采样，但实际系统在每条扫描线上可以有更多采样以提供所需分辨率。例如，在采样间隔为0.015mm的情况下，为了获得12cm的透深，将需要8000个采样。因为超声波能量射束从中心点掠过，所以极坐标对组织采样是有用的，至少在该阶段的处理中。在某些实施方式中，所有采样都是在极坐标中分析的，只有在常规计算机监视器上查看时才转换为直角坐标。在其它实施方式中，可以在早期处理中把样本空间转换成直角坐标。剩余解释考虑沿每条扫描线的坐标((r，θ)极坐标系统中的常数θ，其中r随扫描线变化)，以及与沿扫描线的象素的中心点关联的象素数据。在超声波成像领域中，转换成扇形图是众所周知的。
最好用两种不同算法处理每条扫描线的采样：分析采样的强度特性的一个算法和分析采样的频率特性的一个算法。
对于第一个算法(亦即，强度算法)，把扫描线的采样分成许多象素，每个象素包含许多采样。在图13的例子中，每个象素包含16个采样，正如在相应采样下出现的标记为“WIAP j”(代表象素j的强度算法的窗口，其中j是0-8的整数)的盒子指示的那样。把信号处理生成的象素数据和相应象素的中心位置联系起来。当然，也可以使用每个象素其它数目的采样代替16个采样。例如，在一个优选实施方式中，每个象素包含8个采样。强度算法最好为把采样转换成常规图像的常规图像处理算法。给定象素的强度是根据与该象素相对应的采样的振幅确定的，比较高的强度对应于比较大的振幅。在16个采样象素的情况中，利用16采样的平均值来确定该象素的强度(比较高的平均强度值比较亮，比较低的平均强度值比较暗)。可选地，可以使用诸如对数压缩之类的常规过程压缩象素的强度级(或组成该象素的采样)。
第二个算法(亦即，频率算法)分析样本空间的频率特性，并且确定散射体间距中的空间频率。美国专利号5,417,215(以下称为“′215专利”)描述了合适算法的例子，此处引用该专利作为参考。同时，此处引用以下论文作为参考：Spectral Analysis of DemodulatedUltrasound Returns：Detection of Scatterer Periodicity andApplication to Tissue Classification，S.Roth，H.M.Hastings，et al.，Ultrasonic Imaging 19(1997)，pp.266-277。
频率算法提供图像中的每个象素的第二个结果(亦即，除强度算法生成的结果之外)。因为大部分频率分析算法在使用很多数据采样时提供比较好的结果，并且因为每个象素只有少数采样，所以最好组合正在考虑的象素的两边的采样和该象素本身中的采样，以增加采样数。在所示例子中，每个象素包含16个采样，但是给定象素的频率算法处理最好是以该象素为中心的64个采样，正如该采样下出现的标记为“象素k的频率算法的窗口”(其中k是2-6的整数)的盒子指示的那样。在此种情况中，例如，使用象素2-4的所有采样以及象素1和5的一半采样执行象素3的频率分析。当然，可以使用其它数目的采样进行频率分析，以取代64个采样。然而，当使用快速傅立叶变换(FFT)算法时，最好使用2的幂。可选地，可以使用窗口技术(如汉明窗口)对采样进行加权处理，中心采样的权重大于靠近两端的采样的权重。
图14是合适频率算法的流程图。在该算法中，步骤1和2是一并考虑的，它们根据象素中的采样以及相邻象素中的采样的频率特性，鉴别正在考虑的象素的组成材料(更具体地，该象素是血液还是肌肉)。
在步骤1中，对采样进行傅立叶分析以确定每个象素的各种频带内的功率分布。步骤1的傅立叶分析的最终结果是每个象素的众多不同频率的每个频率的振幅系数的集合(亦即，第一象素的系数的第一个集合，第二象素的系数的第二个集合，等等)。通过使用有关领域的熟练技术人员熟知的各种算法中的任意一种算法(例如，常规FFT算法)，可以实现傅立叶分析。选择性实施方式可以使用其它频率分析工具以获得类似结果，此类工具如带通技术(最好是基于整数的FIR递归)，小波技术等。在步骤2中，计算每个象素的选定频带内的功率与整个频谱内的功率的比率。因此，对于每个象素，应用以下公式：
R＝EBAND/ETOTAL
其中EBAND是选定频带内的功率，ETOTAL是该部分频谱内的总功率，R是两个功率的比率。当使用傅立叶分析时，给定频带内的功率等于该频带内的傅立叶系数的振幅的平方和。该步骤中的“选定频带”最好是挑选出来的，从而使比率R的变化和正在成像的材料的差异(例如，血液对肌肉)相互关联。作为选择，可以进行选择，以使比率R的变化和S/N比率的差异相互关联，使比较大的R和信号相互关联，使比较小的R和小斑点或电噪声相互关联。可选地，近处的反馈和远处的反馈可以使用不同的“选定频带”。例如，与远处结构相对应的信号可以使用更宽的频带。换句话说，频带选择可以是深度的函数。
现在讨论能够导致R和正在成像的材料之间的相互关联的数值的一个合适集合。首先考虑从深度为r mm的一个散射体反射的超声波。来自该散射体的反射在tμs的时延后到达，时延的计算公式为
t＝r/v＝r/(0.77mm/μs)＝1.30rμs，
其中定标因子0.77mm/μs表示从换能器到散射体并返回的往返(假定组织中的声音的速度为1.54mm/μs)。
在间距足够大以至超声波反射不重叠(亦即，间距Δr大于Δr0＝0.77mm/μs×Δt)的情况中，可以计算散射体周期对解调超声波反射的频谱的作用。例如，在理想单周期脉冲，5MHz中心频率，以及理想宽带宽换能器的情况中，
Δt＝1/fc＝1/(5MHz)＝0.200μs，
因此，
Δr0＝0.77mm/μs×0.200μs＝0.154mm。
心肌的内部结构在该比例和更大的空间比例上显示变化。相反，利用完全的小斑点，包括全部特别是更小的空间比例上的变化，刻画来自血液的散射的特性。因此，低频表示肌肉，高频表示血液。建议低频带的上限小于4MHz，相当于最小空间比例ΔrMIN为
ΔrMIN＝0.77mm/μs×1/(4MHz)＝0.77mm/μs×250μs＝0.193mm。
发明人已经完成组织实验，该实验使用用50MHz的频率(相当于采样间隔为0.02μs)进行数字化的信号，并且在64点窗口(相当于64×0.02μs＝1.28μs，或0.986mm)中计算FFT。借助上述大小的窗口，发明人选择低频带，该频带包括每窗口2到5周期(包含)的傅立叶频率，相当于2/1.28MHz＝1.56MHz和5/1.28MHz＝3.91MHz之间的频率。
对于上述低频带，通过使用上面阐述的公式R(R＝EBAND/ETOTAL)，计算每个象素的低频带内的傅立叶功率和总傅立叶功率的比率。对于每个象素，图14中的步骤2的最终结果是R的一个值。
发明人已经查明，对于本例中使用的参数值而言，0.45附近的R值主要与感兴趣的象素位置存在的肌肉组织相互关联，而0.20附近的R值主要与血液或电噪声占支配地位的区域相互关联。该算法的剩余部分使用该信息改善图像，其实现方法是，增加与肌肉相对应的图像部分的强度，降低与血液相对应的图像部分的强度。因为血液的反射不及肌肉，所以该差异可以增强血液和肌肉之间的对比度。
发明人已经测定，当把其R值与肌肉相对应的区域的强度增加到其原始值的120％时，并且把其R值与血液相对应的区域的强度降低到其原始值的20％到50％之间时，能够显著改善心脏超声波图像。因此，在图14的步骤3中，把增益系数1.2指派给其R值约为0.45的那部分图像，把0.2到0.5之间的增益系数指派给其R值约为0.20的那部分图像。此处把该增益系数称为“特征增益系数”或FGF，因为该增益是依赖于特征的。
尽管大部分图像中的大部分象素的R值允许把该象素分类为肌肉或血液，但是在某些情况中，分类不大清楚。例如，不好预测处在肌肉和血液之间的边界上的象素的R值。另外，尽管来自血液的R值的平均数达到0.20，但是由于随机统计偏差，血液的给定象素的R值的差别会很大。因此，在某些实施方式中，利用单调函数最好是光滑函数把R映射到FGF。图15是用于此目的的适合函数的一个例子。可选地，可以基于其它组织特性，在该映射函数中增加附加限制。
最后，在图14的步骤4中，通过用每个象素的强度值(由强度算法获得的)乘以该象素的FGF值(由频率算法获得的)，组合强度算法和频率算法的结果。该结果是一幅增强图像，其中可能为肌肉的象素已经变亮，而可能为血液的象素已经变暗。接着，通过使用常规硬件和软件技术(包括例如使用插值把极坐标转换成直角坐标)，显示该增强图像。
实际选择的傅立叶频带、R值以及对应的FGF值取决于多种因素，包括但不限于，换能器中心频率、采样率、信号处理使用的窗口大小和所有可选窗口技术、换能器带宽、询问脉冲的宽度等。在一种实施方式中，例如，在使用7.5MHz的换能器中心频率时，扫描线是用中心频率的4倍(亦即，约为30MHz)进行数字化的，并且采样之间的距离约为0.026mm。
在选择性实施方式中，可以使用其它归一化(亦即，与振幅无关的度量)代替EBAND/ETOTAL。例如，利用第一频带内的功率和第二频带内的功率的比率来计算R，正如在′215专利中描述的那样(例如，EBAND1/EBAND2)。在选择性实施方式中，通过使用相应数目的采样线，为每个象素执行两次或更多次傅立叶分析，其中每条线的中心包含在该象素中。例如，在每个象素两条线的排列中，在径向方向上沿一条采样线进行第一个1D傅立叶分析，然后在切线方向上沿第二条采样线进行第二个1D傅立叶分析。然后合并(例如，通过计算平均值)两条采样线的结果。仍然在其它实施方式中，可以使用2D傅立叶算法代替上面描述的1D算法。
通常，上述操作是在非压缩图像数据上进行的。然而，在某些情况中，可以直接在该图像数据的压缩版本上执行相应操作。
在生成增强图像之后，可以使用常规硬件进行显示。在探针到达适当位置后的全部时间内，可以连续不断地更新和显示图像，从而医师可以实时查看患者的心脏的图像。在选择性实施方式中，可以获取图像并且可以选择周期性地存储(例如，每两分钟捕获一个或多个完整的心跳)。可选地，可以提供比较先前心跳和当前心跳的能力，例如，通过在一个窗口中重放存储的以前的心跳的视频剪辑(或“循环”)，并且在第二个窗口中显示当前的图像。
和使用方位孔径为10-15mm的换能器的常规延期TEE形成对比，常规延期TEE通常只能在室内的严密监控环境中在全身麻醉的情况下进行，而此处描述的优选实施方式的比较小的直径允许在不进行全身麻醉的情况下使用该优选实施方式，并且可以在不太严密的监控环境中使用。可选地，可以在镇静状态或局部麻醉的情况下使用优选实施方式，以代替在全身麻醉下使用的常规延期TEE。甚至可以完全放弃使用镇静或麻醉。此时，患者可以选择使用止痛药。
可选地，可以突出显示特征增益系数检测的高关联区域，通常使其变成彩色，同时保持灰度图像的强度，正如′215专利说明的那样。可以在申请日期为2003年8月4日，题目为“Method and Apparatusfor Ultrasonic Imaging”的申请号10/633,949中找到用于图像增强的附加技术，本文引用该申请作为参考。
上面描述的优选实施方式的优势在于，通过使用能够装配在其直径约为5mm的外壳内的小换能器，允许非侵入的、中期和长期监控心脏功能，进而降低或消除需要麻醉。上面描述的优选实施方式组合了多种技术，以生成能够比得上通常用更大的换能器获得的图像或比其更好的图像。可以反复地、可靠地使用上面描述的优选实施方式生成的图像来监控心脏功能，该图像具有足够的透深以查看左心室的远端器壁(10-12cm)，并且具有足够的分辨率以便根据心脏内壁的图像实时确定LV的大小和机能，尽管使用比较小的换能器。因此，与所提供的透深小于换能器的方位孔径的15倍(例如，通过使用10mm的换能器获得10cm的透深)的现有系统不同，优选实施方式提供的透深大于换能器的方位孔径的15倍，甚至大于换能器的方位孔径的20倍(例如，通过使用4.75mm的换能器获得10cm的透深)。
上面描述的优选实施方式使用比常规TEE探针更窄的探针，可以长期监控心脏功能，并且可以了解患者的血液动力状态。此类信息对选择治疗和改善许多情境下的结果是有用的(包括但不限于诸如低血压、肺水肿和心力衰竭之类的危急医疗问题)。
上面描述的实施方式允许直接观察心脏功能，允许评估患者的血液动力状态，包括血管内的容积(正常，低或高)，心脏收缩力(左心室的泵送是否合适)，心脏缺血(到达心肌的血流量不足)以及心包填塞(围心囊中的液体限制心脏功能)。例如，通过直接观察左心室的大小并且随时监控治疗过程中的大小变化，可以得出有关血管内的容积状态的信息。通过直接观察左心室的收缩(泵送)，或者通过使用定性目测或者通过定量分析，可以获得有关收缩力的信息。通过直接观察左心室可以获得有关局部缺血的信息，这是因为局部缺血导致左心室器壁的不正常运动(器壁运动异常)。通过使用超声波直接观察心脏，可以获得潜在的心包填塞或心包积液(心囊中的液体)的信息。
狭窄探针可以使上面描述的实施方式在更长时段内，在手术室外和/或在不进行麻醉的情况下提供该信息。上面描述的实施方式同样适合于把它们用在诸如心导管插入和电生理学实验之类的需要执行介入心脏过程的装置中，心导管插入和电生理学实验用于监控医师对心脏的介入效果和血液动力功能，并且用于引导设备的放置。例如，可以使用它们来帮助医师正确放置起搏器电极线以获得所需结果。上面描述的实施方式也可以用在需要窄探针或窄探针更有利的非心脏应用中。
上面描述的实施方式并不限于超声波成像模式，可以用在选择性的超声波模式中(例如，脉波多普勒，连续波多普勒，和彩色流动成像多普勒模式)。通过使用与上面描述的成像模式相同的换能器，可以完成这些选择性模式，并且可以生成可以与图像组合的信息，可选地，可以用实时方式。例如，当保持换能器位置处于食管中部和底部之间时，在生成二尖瓣(在左心房和左心室之间)的图像期间，可以获得彩色流动多普勒信息。此类应用将允许评估二尖瓣的渗漏(二尖瓣回流或功能不全)。
如果需要，可以按比例缩小上面描述的优选实施方式，以供初生儿或儿科使用。此时，在方位方向上换能器最好在2.5到4mm之间，并且按比例缩小仰角方向上的尺寸。因为新生儿和儿科患者需要比较少的透深，所以可以降低工作频率。这使得λ比较小，从而允许使用比较小的换能器元件间隔(间距)，相应地，在该换能器中，每mm上可以有更多元件。在组合此类换能器和上述技术时，其性能应该满足或超过用于新生儿和儿科的常规7.5mm TEE探针的性能。
此处描述的实施方式也可以用在非心脏应用中。例如，可以把探针插入到食管中以监控食管本身、淋巴结、肺、主动脉或患者的其它解剖组织。作为选择，可以把探针插入到另一个管口(甚至是切口)中以监控患者的解剖组织的其它部分。
如果需要，可以降低中心频率(例如，降到4.5MHz)，以便在需要时(例如，对于体型很大的患者)提供附加透深。尽管这会降低分辨率，但是在生成非常大的结构的图像时，结果是可以接受的。作为选择，可以按比例增加换能器的大小和外壳直径(例如，增加到7mm)，如果分辨率降低导致图像不可用的话。
可以用许多选择方案和可选特征替换上述实施方式或添加到上述实施方式中。一个可选特征是使用有意义的过采样的数字聚束。例如，如果换能器在7MHz频率上运行，并且用30倍的频率对反射进行数字化，则需要30×7MHz＝210MHz的数字化。然后用系数5缩减该数据的采样，以便把数据点的数目减少到42MHz采样。该缩减采样把前端噪声引起的噪声最低限度减少到原来的
Figure G04835079620060607D000211
(亦即，功率超过2位)。同样，系数7的缩减采样把噪声最低限度减少到原来的
Figure G04835079620060607D000212
图16A刻画选择性的2D换能器500的正面，该换能器包括一个2D阵列的有源元件510。正如有关领域的熟练技术人员熟知的那样，通过适当调整，使用此种类型的换能器也能实现此处描述的概念。
图16B刻画称为“稀疏2D换能器”的另一个选择性的2D换能器设计的正面。稀疏2D换能器600有一列610“发射”元件611，用于发射超声波，以及一行620接收元件621，用于接收超声波信号。如图所示，该列610发射元件和该行620接收元件有一个公用元件630。公用元件630可以用发射、接收或二者。通过使用独立的发射和接收元件，该换能器设计可以降低电噪声，由于使用独立的发射和接收元件，这些元件无需电子发射/接收开关。正如有关领域的熟练技术人员熟知的那样，通过适当调整，使用此种类型的换能器也能实现此处描述的概念。
本发明的选择性实施方式可以使用比较少的技术和/或在比较低的程度上实现这些技术，并且仍然保持生成可接受的图像的能力。例如，取决于该系统中的其它组件，使用75°的扇区宽度，甚至使用90°的扇区宽度，能够获得可接受的图像。通过使用其仰角∶横向纵横比为2∶3而非优选纵横比1∶1或2∶1的换能器，也能获得可接受的图像。另一个选择方案是使用上述技术中的某些或全部，其换能器稍稍大于上面描述的优选实施方式，但是仍然小于常规的10mm TEE换能器。上述实施方式的许多其它修改对该领域的熟练技术人员是显而易见的，并且也包含在本发明的权限内。

Claims (57)

1.一种用于包含至少两种类型的组织的区域的成像系统，该系统包括：
超声波成像系统；以及
探针，该探针包括：(a)具有远端和软轴的外壳，(b)安装在该外壳的远端内的超声波换能器，以及(c)接口，用于连接该超声波换能器到超声波成像系统从而使该超声波成像系统能够驱动该超声波换能器并接收来自超声波换能器的返回信号，
其中该超声波成像系统利用处理图像中的象素的算法处理该返回信号，其实现方式是执行以下步骤：(a)计算给定象素的预定频带内的功率和该给定象素的总功率的比率，(b)把计算的比率映射到该给定象素的增益，以及(c)根据该增益修改该给定象素的原始强度，以及
其中通过计算以该给定象素为中心的一组J个采样的平均值，确定该给定象素的原始强度，并且其中计算比率的步骤包括，根据以该给定象素为中心的一组K个采样确定频率特性，其中K大于J。
2.权利要求1的系统，其中该预定频带为低频带。
3.权利要求1的系统，其中该预定频带的上界约为4MHz。
4.权利要求1的系统，其中该预定频带的上界约为4MHz，并且该预定频带的下界约为1.5MHz。
5.权利要求1的系统，其中计算比率的步骤包括，确定以该给定象素为中心的一组采样的频率特性。
6.权利要求1的系统，其中计算比率的步骤包括，使用快速傅立叶变换算法确定以该给定象素为中心的一组采样的频率特性。
7.权利要求1的系统，其中该给定象素的原始强度是通过计算以该给定象素为中心的一组采样的平均值确定的。
8.权利要求1的系统，其中该给定象素的原始强度是通过计算以该给定象素为中心的一组J个采样的平均值确定的，并且其中计算比率的步骤包括确定以该给定象素为中心的一组K个采样的频率特性，其中K大于J。
9.权利要求8的系统，其中该预定频带的上界约为4MHz，并且该预定频带的下界约为1.5MHz。
10.权利要求9的系统，其中该换能器是横向取向的。
11.权利要求1的系统，其中该换能器是横向取向的。
12.权利要求1的系统，其中该换能器是横向取向的相控阵换能器，其在仰角方向上的大小至少约为6mm，并且其中该换能器在仰角方向上的大小和该换能器在方位方向上的大小的比率至少约为1.5∶1。
13.一种用于包含血液区域和肌肉区域的受检者的成像系统，该系统包括：
超声波成像系统；以及
探针，该探针包括：(a)具有远端和软轴的外壳，(b)安装在该外壳的远端内的超声波换能器，以及(c)接口，用于连接该超声波换能器到超声波成像系统从而使该超声波成像系统能够驱动该超声波换能器并接收来自超声波换能器的返回信号，
其中该超声波成像系统根据该返回信号的频率特性把接收的来自该换能器的返回信号处理成图像，并增强血液区域和肌肉区域之间的区别，其中通过计算以各自象素为中心的一组J个采样的平均值，确定该图像内的象素的原始强度，并且其中根据以各自象素为中心的一组K个采样确定该频率特性，其中K大于J。
14.权利要求13的系统，其中通过增加与肌肉相关的区域的亮度，增强血液区域和肌肉区域之间的区别。
15.权利要求13的系统，其中通过降低与血液相关的区域的亮度，增强血液区域和肌肉区域之间的区别。
16.权利要求13的系统，其中通过增加与肌肉相关的区域的亮度，并降低与血液相关的区域的亮度，增强血液区域和肌肉区域之间的区别。
17.权利要求13的系统，其中使用算法，根据返回信号的频率特性，增强血液区域和肌肉区域之间的区别，其中对于该图像内的至少某些象素，该算法用第一频带内的功率除以第二频带内的功率。
18.权利要求17的系统，其中该算法根据除法运算的结果修改该图像内的至少某些象素的强度。
19.权利要求13的系统，其中该换能器是横向取向的。
20.权利要求13的系统，其中该换能器是横向取向的相控阵换能器，其在仰角方向上的大小至少约为6mm，并且其中该换能器在仰角方向上的大小和该换能器在方位方向上的大小的比率至少约为1.5∶1。
21.权利要求13的系统，其中软轴的外径小于约6mm，并且远端的外径小于约6mm。
22.权利要求21的系统，其中该换能器是横向取向的。
23.权利要求13的系统，其中远端的外径约为5mm。
24.权利要求23的系统，其中该换能器是横向取向的。
25.权利要求13的系统，其中软轴的外径小于约6mm，并且远端的外径小于约6mm，其中该换能器是横向取向的相控阵换能器，其在仰角方向上的大小至少约为6mm，并且其中该换能器在仰角方向上的大小和该换能器在方位方向上的大小的比率至少约为1.5∶1。
26.一种用于处理包含至少两种类型的组织的超声波图像的方法，该方法包括以下步骤：
计算给定象素的预定频带内的功率和该给定象素的总功率的比率；
把计算的比率映射到该给定象素的增益；以及
根据该增益修改该给定象素的原始强度，
其中通过计算以该给定象素为中心的一组J个采样的平均值，确定该给定象素的原始强度，并且其中计算比率的步骤包括，根据以该给定象素为中心的一组K个采样确定频率特性，其中K大于J。
27.权利要求26的方法，其中该预定频带为低频带。
28.权利要求26的方法，其中该预定频带的上界约为4MHz。
29.权利要求26的方法，其中该预定频带的上界约为4MHz，并且该预定频带的下界约为1.5MHz。
30.权利要求26的方法，其中计算比率的步骤包括，确定以该给定象素为中心的一组采样的频率特性。
31.权利要求26的方法，其中计算比率的步骤包括，使用快速傅立叶变换算法确定以该给定象素为中心一组采样的频率特性。
32.权利要求26的方法，其中该给定象素的原始强度是通过计算以该给定象素为中心的一组采样的平均值确定的。
33.权利要求26的方法，其中该给定象素的原始强度是通过计算以该给定象素为中心的一组J个采样的平均值确定的，并且其中计算比率的步骤包括确定以该给定象素为中心的一组K个采样的频率特性，其中K大于J。
34.权利要求33的方法，其中该预定频带的上界约为4MHz，并且该预定频带的下界约为1.5MHz。
35.权利要求26的方法，进一步包括以下步骤，显示其强度经过修改的象素。
36.一种用于包含血液区域和肌肉区域的受检者的成像方法，该方法包括：
获取包含血液区域和肌肉区域的受检者的输入图像；
根据该输入图像的频率和强度特性，识别该输入图像中的哪些区域与肌肉相关，及该输入图像中的哪些区域与血液相关，其中通过计算以各自象素为中心的一组J个采样的平均值，确定该图像内的象素的原始强度，并且其中根据以各自象素为中心的一组K个采样，确定该频率特性，其中K大于J；以及
生成输出图像，其中相对于该输入图像增强与血液相关的区域和与肌肉相关的区域之间的区别。
37.权利要求36的方法，其中通过增加与肌肉相关的区域的亮度，增强与血液相关的区域和与肌肉相关的区域之间的区别。
38.权利要求36的方法，其中通过降低与血液相关的区域的亮度，增强与血液相关的区域和与肌肉相关的区域之间的区别。
39.权利要求36的方法，其中通过增加与肌肉相关的区域的亮度，并降低与血液相关的区域的亮度，增强与血液相关的区域和与肌肉相关的区域之间的区别。
40.权利要求36的方法，其中使用算法，增强与血液相关的区域和与肌肉相关的区域之间的区别，其中对于该图像内的至少某些象素，该算法用第一频带内的功率除以第二频带内的功率。
41.权利要求40的方法，其中该算法根据除法运算的结果修改该图像内的至少某些象素的强度。
42.权利要求36的方法，进一步包括以下步骤，显示该输出图像。
43.一种用于包含至少两种类型的组织的区域的成像系统，该系统包括：
超声波成像系统；以及
探针，该探针包括：(a)具有远端和软轴的外壳，(b)安装在该外壳的远端内的超声波换能器，以及(c)接口，用于连接该超声波换能器到超声波成像系统从而使该超声波成像系统能够驱动该超声波换能器并接收来自超声波换能器的返回信号，
其中该超声波成像系统利用处理图像中的象素的算法处理该返回信号，其实现方式是执行以下步骤：(a)计算给定象素的第一频带内的功率和该给定象素的第二频带内的功率的比率，(b)把计算的比率映射到该给定象素的增益，以及(c)根据该增益修改该给定象素的原始强度，以及
其中通过计算以该给定象素为中心的一组J个采样的平均值，确定该给定象素的原始强度，并且其中计算比率的步骤包括，根据以该给定象素为中心的一组K个采样确定频率特性，其中K大于J。
44.权利要求43的系统，其中第一频带为低频带。
45.权利要求43的系统，其中第一频带为低频带，并且第二频带包括所有频率。
46.权利要求43的系统，其中计算比率的步骤包括以下步骤：使用快速傅立叶变换算法确定以该给定象素为中心的一组采样的频率特性；以及用第一频带内的傅立叶系数的平方和除以第二频带内的傅立叶系数的平方和。
47.权利要求43的系统，其中计算比率的步骤包括以下步骤：使用快速傅立叶变换算法确定以该给定象素为中心的一组采样的频率特性；以及用第一频带内的傅立叶系数的平方和除以所有傅立叶系数的平方和。
48.权利要求43的系统，其中该给定象素的原始强度是通过计算以该给定象素为中心的一组J个采样的平均值确定的，并且其中计算比率的步骤包括确定以该给定象素为中心的一组K个采样的频率特性，其中K大于J。
49.权利要求43的系统，其中该换能器是横向取向的。
50.权利要求43的系统，其中该换能器是横向取向的相控阵换能器，其在仰角方向上的大小至少约为6mm，并且其中该换能器在仰角方向上的大小和该换能器在方位方向上的大小的比率至少约为1.5∶1。
51.一种用于处理包含至少两种类型的组织的超声波图像的方法，该方法包括以下步骤：
计算给定象素的第一频带内的功率与第二频带内的功率的比率；
把计算的比率映射到该给定象素的增益；以及
根据该增益修改该给定象素的原始强度，
其中通过计算以该给定象素为中心的一组J个采样的平均值，确定该给定象素的原始强度，并且其中计算比率的步骤包括，根据以该给定象素为中心的一组K个采样确定频率特性，其中K大于J。
52.权利要求51的方法，其中第一频带为低频带。
53.权利要求51的方法，其中第一频带为低频带，并且第二频带包括所有频率。
54.权利要求51的方法，其中计算比率的步骤包括以下步骤：使用快速傅立叶变换算法确定以该给定象素为中心的一组采样的频率特性；以及用第一频带内的傅立叶系数的平方和除以第二频带内的傅立叶系数的平方和。
55.权利要求51的方法，其中计算比率的步骤包括以下步骤：使用快速傅立叶变换算法确定以该给定象素为中心的一组采样的频率特性；以及用第一频带内的傅立叶系数的平方和除以所有傅立叶系数的平方和。
56.权利要求51的方法，其中该给定象素的原始强度是通过计算以该给定象素为中心的一组J个采样的平均值确定的，并且其中计算比率的步骤包括确定以该给定象素为中心的一组K个采样的频率特性，其中K大于J。
57.权利要求51的方法，进一步包括以下步骤，显示其强度经过修改的象素。
CN200480035079.6A 2003-11-26 2004-11-24 使用窄探针的经食管的超声波 Expired - Fee Related CN101384921B (zh)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US52533003P 2003-11-26 2003-11-26
US60/525,330 2003-11-26
PCT/US2004/039441 WO2005053540A2 (en) 2003-11-26 2004-11-24 Transesophageal ultrasound using a narrow probe

Related Child Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN2011103053168A Division CN102512200A (zh) 2003-11-26 2004-11-24 使用窄探针的经食管的超声波

Publications (2)

Publication Number Publication Date
CN101384921A CN101384921A (zh) 2009-03-11
CN101384921B true CN101384921B (zh) 2011-12-14

Family

ID=34652330

Family Applications (4)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN200480035079.6A Expired - Fee Related CN101384921B (zh) 2003-11-26 2004-11-24 使用窄探针的经食管的超声波
CN2011103053168A Pending CN102512200A (zh) 2003-11-26 2004-11-24 使用窄探针的经食管的超声波
CN200910252322.4A Expired - Fee Related CN101849844B (zh) 2003-11-26 2004-11-24 使用窄探针的经食管的超声波
CN200480035171.2A Expired - Fee Related CN100566664C (zh) 2003-11-26 2004-11-24 使用窄探针的经食管的超声波

Family Applications After (3)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN2011103053168A Pending CN102512200A (zh) 2003-11-26 2004-11-24 使用窄探针的经食管的超声波
CN200910252322.4A Expired - Fee Related CN101849844B (zh) 2003-11-26 2004-11-24 使用窄探针的经食管的超声波
CN200480035171.2A Expired - Fee Related CN100566664C (zh) 2003-11-26 2004-11-24 使用窄探针的经食管的超声波

Country Status (7)

Country Link
US (6) US7717850B2 (zh)
EP (2) EP1706036B1 (zh)
JP (2) JP4813363B2 (zh)
CN (4) CN101384921B (zh)
AU (2) AU2004294945B2 (zh)
CA (2) CA2545844A1 (zh)
WO (2) WO2005053541A1 (zh)

Families Citing this family (17)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US8246545B2 (en) 2003-11-26 2012-08-21 Imacor Inc. Ultrasound transducers with improved focus in the elevation direction
EP1706036B1 (en) * 2003-11-26 2013-01-09 ImaCor Inc. Transesophageal ultrasound using a narrow probe
US20070083121A1 (en) * 2005-09-26 2007-04-12 Hastings Harold M Transesophageal ultrasound probe with reduced width
EP1930045A1 (en) * 2006-12-08 2008-06-11 BIOTRONIK CRM Patent AG Implantable medical system with acoustic sensor to measure mitral blood flow
JP5006060B2 (ja) * 2007-01-29 2012-08-22 日立アロカメディカル株式会社 経食道プローブ及びそれを備えた超音波診断装置
US20120259209A1 (en) 2011-04-11 2012-10-11 Harhen Edward P Ultrasound guided positioning of cardiac replacement valves
JP6203744B2 (ja) * 2011-12-08 2017-09-27 ユニヴァーシティ・オブ・ワシントン・スルー・イッツ・センター・フォー・コマーシャリゼーション 超音波スタイレット
CA2866509A1 (en) * 2011-12-21 2013-06-27 Volcano Corporation Method for visualizing blood and blood-likelihood in vascular images
JP6129509B2 (ja) 2012-10-04 2017-05-17 東芝メディカルシステムズ株式会社 超音波医療装置及び超音波画像診断装置
US10206581B2 (en) 2014-10-29 2019-02-19 Zoll Medical Corporation Transesophageal or transtracheal cardiac monitoring by optical spectroscopy
US11717140B2 (en) 2015-06-24 2023-08-08 The Regents Of The University Of Colorado, A Body Corporate Multi-use endoscope with integrated device-patient monitoring and patient-provider positioning and disassociation system
AU2016283112A1 (en) * 2015-06-24 2018-02-08 The Regents Of The University Of Colorado, A Body Corporate Pediatric nasal endoscope, gastroscope and aerodigestive scope
US20180146839A1 (en) 2015-06-24 2018-05-31 The Regents Of The University Of Colorado, A Body Corporate Multi-use scope
JP6898946B2 (ja) 2016-06-17 2021-07-07 コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェＫｏｎｉｎｋｌｉｊｋｅ Ｐｈｉｌｉｐｓ Ｎ．Ｖ． 患者の血行動態パラメータを決定するシステム及び方法
JP7085636B2 (ja) * 2018-10-19 2022-06-16 オリンパス株式会社 超音波プローブ及び超音波内視鏡
US20210077061A1 (en) * 2019-09-18 2021-03-18 GE Precision Healthcare LLC Method and system for analyzing ultrasound scenes to provide needle guidance and warnings
US20240099687A1 (en) * 2021-01-19 2024-03-28 Imacor, Inc. Hemodynamic monitoring system implementing ultrasound imaging systems and machine learning-based image processing techniques

Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP0749723A1 (de) * 1995-06-23 1996-12-27 Arno Schnorrenberg Chirurgiemechanik Intestinal-Ultraschallsonde zur transintestinalen Diagnose bei Vögeln, Reptilien und/oder kleinen Säugetieren

Family Cites Families (117)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPS5769847A (en) * 1980-10-17 1982-04-28 Olympus Optical Co Ultrasonic diagnostic device
JPS58173539A (ja) * 1982-04-07 1983-10-12 富士通株式会社 超音波による生体組織特性測定方法
US4517985A (en) * 1982-06-01 1985-05-21 Diasonics, Inc. Neonate ultrasonic scanner
JPS59182310A (ja) 1983-03-31 1984-10-17 Tokyo Seimitsu Co Ltd 分割カウンタの警報回路
US4543960A (en) * 1983-04-11 1985-10-01 Advanced Technology Laboratories, Inc. Transesophageal echo cardiography scanhead
JPS59182310U (ja) * 1983-05-19 1984-12-05 横河メディカルシステム株式会社 体腔内検査用探触子
JPS60176629A (ja) 1984-02-23 1985-09-10 テルモ株式会社 超音波測定装置
US4587972A (en) * 1984-07-16 1986-05-13 Morantte Jr Bernardo D Device for diagnostic and therapeutic intravascular intervention
US4771470A (en) 1985-11-14 1988-09-13 University Of Florida Noise reduction method and apparatus for medical ultrasound
US4817015A (en) * 1985-11-18 1989-03-28 The United States Government As Represented By The Secretary Of The Health And Human Services High speed texture discriminator for ultrasonic imaging
US4982339A (en) 1985-11-18 1991-01-01 The United States Of America As Represented By Department Of Health And Human Service High speed texture discriminator for ultrasonic imaging
US5000185A (en) * 1986-02-28 1991-03-19 Cardiovascular Imaging Systems, Inc. Method for intravascular two-dimensional ultrasonography and recanalization
US4873984A (en) * 1986-05-30 1989-10-17 Hewlett-Packard Company Techniques for calculating ultrasonic integrated backscatter using frequency or time domain techniques
JPS6321047A (ja) * 1986-07-16 1988-01-28 大槻　茂雄 超音波診断装置
US4757821A (en) * 1986-11-12 1988-07-19 Corazonix Corporation Omnidirectional ultrasonic probe
US5111823A (en) 1989-04-20 1992-05-12 National Fertility Institute Apparatus and method for generating echographic images
US4917097A (en) * 1987-10-27 1990-04-17 Endosonics Corporation Apparatus and method for imaging small cavities
US4977898A (en) * 1988-02-25 1990-12-18 Hoffrel Instruments, Inc. Miniaturized encapsulated ultrasonic transducer
JP2718944B2 (ja) * 1988-06-14 1998-02-25 オリンパス光学工業株式会社 電子ラジアル型超音波内視鏡
JPH03128046A (ja) * 1989-10-16 1991-05-31 Toshiba Corp 超音波トランスデューサ及びそれを用いた映像化装置
JPH03141936A (ja) * 1989-10-30 1991-06-17 Fujitsu Ltd 超音波探触子
US5117831A (en) * 1990-03-28 1992-06-02 Cardiovascular Imaging Systems, Inc. Vascular catheter having tandem imaging and dilatation components
US5085221A (en) * 1990-06-14 1992-02-04 Interspec, Inc. Ultrasonic imaging probe
US5341809A (en) * 1990-08-31 1994-08-30 Hitachi, Ltd. Ultrasonic flowmeter
US5207225A (en) * 1990-11-14 1993-05-04 Advanced Technology Laboratories, Inc. Transesophageal ultrasonic scanhead
US5353798A (en) * 1991-03-13 1994-10-11 Scimed Life Systems, Incorporated Intravascular imaging apparatus and methods for use and manufacture
US5181514A (en) * 1991-05-21 1993-01-26 Hewlett-Packard Company Transducer positioning system
US5704361A (en) * 1991-11-08 1998-01-06 Mayo Foundation For Medical Education And Research Volumetric image ultrasound transducer underfluid catheter system
US5325860A (en) * 1991-11-08 1994-07-05 Mayo Foundation For Medical Education And Research Ultrasonic and interventional catheter and method
US5713363A (en) * 1991-11-08 1998-02-03 Mayo Foundation For Medical Education And Research Ultrasound catheter and method for imaging and hemodynamic monitoring
US5224483A (en) * 1992-05-19 1993-07-06 Hewlett-Packard Company Adaptive contrast enhancement for scanned ultrasonic image
US5291893A (en) * 1992-10-09 1994-03-08 Acoustic Imaging Technologies Corporation Endo-luminal ultrasonic instrument and method for its use
US5301168A (en) * 1993-01-19 1994-04-05 Hewlett-Packard Company Ultrasonic transducer system
US5465724A (en) * 1993-05-28 1995-11-14 Acuson Corporation Compact rotationally steerable ultrasound transducer
US5601084A (en) * 1993-06-23 1997-02-11 University Of Washington Determining cardiac wall thickness and motion by imaging and three-dimensional modeling
US5546947A (en) * 1993-09-30 1996-08-20 Terumo Kabushiki Kaisha Ultrasonic endoprobe
JP3392482B2 (ja) * 1993-11-05 2003-03-31 株式会社東芝 心機能検査システム
US5409007A (en) * 1993-11-26 1995-04-25 General Electric Company Filter to reduce speckle artifact in ultrasound imaging
US5363850A (en) * 1994-01-26 1994-11-15 Cardiovascular Imaging Systems, Inc. Method for recognition and reduction of blood speckle in blood vessel imaging system
US5417215A (en) * 1994-02-04 1995-05-23 Long Island Jewish Medical Center Method of tissue characterization by ultrasound
US5413107A (en) * 1994-02-16 1995-05-09 Tetrad Corporation Ultrasonic probe having articulated structure and rotatable transducer head
JP2949186B2 (ja) * 1994-03-18 1999-09-13 富士通株式会社 画像処理方法及び画像処理装置
JP3974946B2 (ja) * 1994-04-08 2007-09-12 オリンパス株式会社 画像分類装置
JP2790771B2 (ja) * 1994-04-11 1998-08-27 良祐 小野 気管支用超音波探触子
US5497777A (en) 1994-09-23 1996-03-12 General Electric Company Speckle noise filtering in ultrasound imaging
US5619998A (en) 1994-09-23 1997-04-15 General Electric Company Enhanced method for reducing ultrasound speckle noise using wavelet transform
JP3128046B2 (ja) 1994-12-28 2001-01-29 東芝テック株式会社 電気掃除機の吸込口体
US5957846A (en) * 1995-06-29 1999-09-28 Teratech Corporation Portable ultrasound imaging system
US5622175A (en) * 1995-09-29 1997-04-22 Hewlett-Packard Company Miniaturization of a rotatable sensor
US5757727A (en) * 1996-04-24 1998-05-26 Acuson Corporation Two-dimensional acoustic array and method for the manufacture thereof
US5839441A (en) 1996-06-03 1998-11-24 The Trustees Of The University Of Pennsylvania Marking tumors and solid objects in the body with ultrasound
US6383139B1 (en) * 1996-06-28 2002-05-07 Sonosite, Inc. Ultrasonic signal processor for power doppler imaging in a hand held ultrasonic diagnostic instrument
US5830145A (en) * 1996-09-20 1998-11-03 Cardiovascular Imaging Systems, Inc. Enhanced accuracy of three-dimensional intraluminal ultrasound (ILUS) image reconstruction
US5740804A (en) * 1996-10-18 1998-04-21 Esaote, S.P.A Multipanoramic ultrasonic probe
US5857974A (en) * 1997-01-08 1999-01-12 Endosonics Corporation High resolution intravascular ultrasound transducer assembly having a flexible substrate
US6464645B1 (en) * 1997-01-31 2002-10-15 Acuson Corporation Ultrasonic transducer assembly controller
US5938616A (en) * 1997-01-31 1999-08-17 Acuson Corporation Steering mechanism and steering line for a catheter-mounted ultrasonic transducer
USD455210S1 (en) * 1997-01-31 2002-04-02 Acuson Corporation Ultrasonic transducer assembly controller
US5876345A (en) * 1997-02-27 1999-03-02 Acuson Corporation Ultrasonic catheter, system and method for two dimensional imaging or three-dimensional reconstruction
US6045508A (en) * 1997-02-27 2000-04-04 Acuson Corporation Ultrasonic probe, system and method for two-dimensional imaging or three-dimensional reconstruction
US6171247B1 (en) * 1997-06-13 2001-01-09 Mayo Foundation For Medical Education And Research Underfluid catheter system and method having a rotatable multiplane transducer
US5846204A (en) * 1997-07-02 1998-12-08 Hewlett-Packard Company Rotatable ultrasound imaging catheter
US5876343A (en) * 1997-09-23 1999-03-02 Scimed Life Systems, Inc. Methods and apparatus for blood speckle detection in an intravascular ultrasound imaging system
US6120453A (en) * 1997-11-17 2000-09-19 Sharp; William A. Three-dimensional ultrasound system based on the coordination of multiple ultrasonic transducers
US6036645A (en) * 1998-01-23 2000-03-14 Transonic Systems, Inc. Ultrasonic probe
US6577312B2 (en) * 1998-02-17 2003-06-10 Sun Microsystems, Inc. Graphics system configured to filter samples using a variable support filter
US6066096A (en) * 1998-05-08 2000-05-23 Duke University Imaging probes and catheters for volumetric intraluminal ultrasound imaging and related systems
JP3331177B2 (ja) * 1998-07-29 2002-10-07 旭光学工業株式会社 セクタースキャン型体腔内超音波プローブ
US6181810B1 (en) * 1998-07-30 2001-01-30 Scimed Life Systems, Inc. Method and apparatus for spatial and temporal filtering of intravascular ultrasonic image data
US6059731A (en) * 1998-08-19 2000-05-09 Mayo Foundation For Medical Education And Research Simultaneous side-and-end viewing underfluid catheter
US5961464A (en) * 1998-09-16 1999-10-05 Hewlett-Packard Company Ultrasound contrast agent detection using spectral analysis from acoustic scan lines
US6120445A (en) 1998-10-02 2000-09-19 Scimed Life Systems, Inc. Method and apparatus for adaptive cross-sectional area computation of IVUS objects using their statistical signatures
US6080107A (en) * 1999-01-26 2000-06-27 Hewlett-Packard Company Methods for the use of contrast agents in ultrasonic imaging
US6359637B1 (en) 1999-02-05 2002-03-19 International Busines Machines Corp. Drill-down apparatus for display of tree-based hierarchies and method therefor
US6276211B1 (en) * 1999-02-09 2001-08-21 Duke University Methods and systems for selective processing of transmit ultrasound beams to display views of selected slices of a volume
US6512854B1 (en) 1999-05-07 2003-01-28 Koninklijke Philips Electronics N.V. Adaptive control and signal enhancement of an ultrasound display
US6315732B1 (en) * 1999-07-20 2001-11-13 Scimed Life Systems, Inc. Imaging catheter and methods of use for ultrasound-guided ablation
US6258034B1 (en) * 1999-08-04 2001-07-10 Acuson Corporation Apodization methods and apparatus for acoustic phased array aperture for diagnostic medical ultrasound transducer
US6264609B1 (en) 1999-09-15 2001-07-24 Wake Forest University Ultrasound apparatus and method for tissue characterization
US6524251B2 (en) * 1999-10-05 2003-02-25 Omnisonics Medical Technologies, Inc. Ultrasonic device for tissue ablation and sheath for use therewith
US6551337B1 (en) * 1999-10-05 2003-04-22 Omnisonics Medical Technologies, Inc. Ultrasonic medical device operating in a transverse mode
US20010031924A1 (en) * 2000-03-02 2001-10-18 Seward James B. Small ultrasound transducers
WO2001065537A2 (en) * 2000-03-02 2001-09-07 Mayo Foundation For Medical Education And Research Apparatus and method of holding and manipulating small ultrasound transducers
US6465937B1 (en) * 2000-03-08 2002-10-15 Koninklijke Philips Electronics N.V. Single crystal thickness and width cuts for enhanced ultrasonic transducer
JP2001258881A (ja) * 2000-03-16 2001-09-25 Olympus Optical Co Ltd 超音波診断装置
US6640634B2 (en) * 2000-03-31 2003-11-04 Kabushiki Kaisha Toshiba Ultrasonic probe, method of manufacturing the same and ultrasonic diagnosis apparatus
US6454715B2 (en) * 2000-04-11 2002-09-24 Scimed Life Systems, Inc. Methods and apparatus for blood speckle detection in an intravascular ultrasound imaging system
JP4632478B2 (ja) * 2000-04-21 2011-02-16 株式会社日立メディコ 超音波探触子及び超音波診断装置
US6579238B1 (en) * 2000-04-24 2003-06-17 Acuson Corporation Medical ultrasonic imaging system with adaptive multi-dimensional back-end mapping
US6761689B2 (en) * 2000-08-17 2004-07-13 Koninklijke Philips Electronics N.V. Biplane ultrasonic imaging
US6755788B2 (en) * 2000-08-17 2004-06-29 Koninklijke Philips Electronics N. V. Image orientation display for a three dimensional ultrasonic imaging system
US6478743B2 (en) * 2001-03-16 2002-11-12 Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc Transesophageal ultrasound probe with imaging element position sensor in scanhead
JP2002306486A (ja) * 2001-04-11 2002-10-22 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc 超音波探触子の製造方法および超音波探触子
US20030032880A1 (en) 2001-06-13 2003-02-13 Pauliina Moore Apparatus and method for ultrasonically identifying vulnerable plaque
US6572547B2 (en) * 2001-07-31 2003-06-03 Koninklijke Philips Electronics N.V. Transesophageal and transnasal, transesophageal ultrasound imaging systems
US6582371B2 (en) * 2001-07-31 2003-06-24 Koninklijke Philips Electronics N.V. Ultrasound probe wiring method and apparatus
US6794723B2 (en) * 2001-09-12 2004-09-21 Ngk Insulators, Ltd. Matrix type piezoelectric/electrostrictive device and manufacturing method thereof
US6709397B2 (en) * 2001-10-16 2004-03-23 Envisioneering, L.L.C. Scanning probe
US20030097167A1 (en) * 2001-11-13 2003-05-22 Friedman Paul A. Transesophageal cardiac probe and methods of use
US6533728B1 (en) * 2001-11-20 2003-03-18 Mayo Foundation For Medical Education And Research Method and apparatus for recovery and parametric display of contrast agents in ultrasound imaging
JP2003164450A (ja) * 2001-11-26 2003-06-10 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc 超音波プローブ
US7074189B1 (en) * 2002-01-23 2006-07-11 Valentino Montegrande Endoscopically deliverable ultrasound imaging system and method of use
US6705992B2 (en) * 2002-02-28 2004-03-16 Koninklijke Philips Electronics N.V. Ultrasound imaging enhancement to clinical patient monitoring functions
AUPS205202A0 (en) * 2002-05-02 2002-06-06 Flinders Technologies Pty Ltd A method and system for computer aided detection of cancer
US6730033B2 (en) * 2002-05-16 2004-05-04 Siemens Medical Systems, Inc. Two dimensional array and methods for imaging in three dimensions
US6679844B2 (en) * 2002-06-20 2004-01-20 Acuson Corporation Automatic gain compensation for multiple mode or contrast agent imaging
WO2004011162A1 (en) * 2002-07-01 2004-02-05 Philip Robert Coles Transesophageal ultrasonic probe disinfectant systems
US6716176B1 (en) * 2002-09-30 2004-04-06 Tobo, Llc Device for use in temporary insertion of a sensor within a patient's body
US6884392B2 (en) * 2002-11-12 2005-04-26 Minntech Corporation Apparatus and method for steam reprocessing flexible endoscopes
AU2003280172A1 (en) * 2002-12-11 2004-06-30 Koninklijke Philips Electronics N.V. Miniaturized ultrasonic transducer
US7314448B2 (en) * 2003-03-28 2008-01-01 Scimed Life Systems, Inc. Imaging transducer assembly
JP2005027752A (ja) * 2003-07-08 2005-02-03 Toshiba Corp 圧電振動子、圧電振動子の製造方法、超音波探触子および超音波診断装置
US7295689B2 (en) * 2003-07-09 2007-11-13 General Electric Company System and method for real-time processing and display of digital medical images
US6932770B2 (en) * 2003-08-04 2005-08-23 Prisma Medical Technologies Llc Method and apparatus for ultrasonic imaging
US7066887B2 (en) * 2003-10-21 2006-06-27 Vermon Bi-plane ultrasonic probe
EP1706036B1 (en) * 2003-11-26 2013-01-09 ImaCor Inc. Transesophageal ultrasound using a narrow probe
US7969073B2 (en) * 2007-12-18 2011-06-28 Trs Technologies, Inc. Tangentially poled single crystal ring resonator

Patent Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP0749723A1 (de) * 1995-06-23 1996-12-27 Arno Schnorrenberg Chirurgiemechanik Intestinal-Ultraschallsonde zur transintestinalen Diagnose bei Vögeln, Reptilien und/oder kleinen Säugetieren

Also Published As

Publication number Publication date
US20140243672A1 (en) 2014-08-28
CN102512200A (zh) 2012-06-27
EP1706036B1 (en) 2013-01-09
CA2545844A1 (en) 2005-06-16
AU2004294945B2 (en) 2011-05-26
US20050143657A1 (en) 2005-06-30
CN101384921A (zh) 2009-03-11
US20100179433A1 (en) 2010-07-15
JP2007512099A (ja) 2007-05-17
EP1706036A2 (en) 2006-10-04
CN101849844A (zh) 2010-10-06
WO2005053540A3 (en) 2008-01-10
WO2005053540A2 (en) 2005-06-16
US8641627B2 (en) 2014-02-04
EP1691690B1 (en) 2013-01-23
CN1886095A (zh) 2006-12-27
AU2004294945A1 (en) 2005-06-16
AU2004294979A1 (en) 2005-06-16
US20100125210A1 (en) 2010-05-20
US7717850B2 (en) 2010-05-18
EP1691690A1 (en) 2006-08-23
AU2004294979B2 (en) 2011-06-02
CN100566664C (zh) 2009-12-09
US20050148871A1 (en) 2005-07-07
JP4913601B2 (ja) 2012-04-11
JP4813363B2 (ja) 2011-11-09
AU2004294945A2 (en) 2005-06-16
US20100125200A1 (en) 2010-05-20
WO2005053541A1 (en) 2005-06-16
CA2545846C (en) 2014-09-23
JP2007517544A (ja) 2007-07-05
CA2545846A1 (en) 2005-06-16
CN101849844B (zh) 2013-10-30

Similar Documents

Publication Publication Date Title
CN101384921B (zh) 使用窄探针的经食管的超声波
US7998073B2 (en) Ultrasound imaging with reduced noise
US10881299B2 (en) Device and method for hybrid optoacoustic tomography and ultrasonography
US6540683B1 (en) Dual-frequency ultrasonic array transducer and method of harmonic imaging
JP6549706B2 (ja) 合成開口超音波のためのクラッター抑制
US8246545B2 (en) Ultrasound transducers with improved focus in the elevation direction
US20220395255A1 (en) Transducer for ultrasound measuring systems and methods
Light et al. Update of two dimensional arrays for real time volumetric and real time intracardiac imaging
Chen et al. Recent results from dual-layer array transducers for 3-d imaging
Lancée et al. Technological Developments of Transesophageal Echocardiography in a Historical Perspective
Chen Novel beamforming with dual-layer array transducers for 3-D ultrasound imaging

Legal Events

Date Code Title Description
C06 Publication
PB01 Publication
C10 Entry into substantive examination
SE01 Entry into force of request for substantive examination
C14 Grant of patent or utility model
GR01 Patent grant
CF01 Termination of patent right due to non-payment of annual fee

Granted publication date: 20111214

Termination date: 20151124

EXPY Termination of patent right or utility model