專利名稱：用于醫(yī)學(xué)超聲診斷的方法和設(shè)備的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明一般而言涉及超聲診斷醫(yī)學(xué)領(lǐng)域，更具體地涉及用于簡化基于超聲灌注探測系統(tǒng)的方法和設(shè)備。
超聲系統(tǒng)已經(jīng)成為實(shí)時(shí)提供有關(guān)病人狀況關(guān)鍵信息(例如灌注(即，血流)、心跳、組織移動(dòng)等)的有用診斷工具。這種診斷系統(tǒng)通常使用基于多普勒效應(yīng)的非侵入性方法，并將測量的高精確度與診斷程序的簡化相組合。
為了降低測量對超聲換能器相對于病人身體內(nèi)部感興趣體積(例如血管)的位置的敏感度，超聲診斷系統(tǒng)通常采用同時(shí)激活的換能器陣列。該陣列可形成在應(yīng)用平臺(tái)(application pad)上或嵌入其中，該應(yīng)用平臺(tái)調(diào)整成定位并保持在身體上。該應(yīng)用平臺(tái)使用包含多條電線(導(dǎo)體)的電纜與系統(tǒng)的電子控制單元互連，這些電線在工作中促進(jìn)了該診斷系統(tǒng)激勵(lì)換能器以及收集回聲信號(hào)。
先進(jìn)的超聲診斷系統(tǒng)采用同時(shí)工作的大換能器陣列。在測量期間，用于激勵(lì)多個(gè)超聲發(fā)送器的高水平射頻(RF)功率會(huì)導(dǎo)致?lián)Q能器之間的寄生串?dāng)_(即，電磁干擾)。此外，隨著與這些陣列的互連電纜中的電學(xué)導(dǎo)體的數(shù)目增大，電纜的可靠性和機(jī)械柔韌性降低。工作中，互連電纜的剛度會(huì)對該應(yīng)用平臺(tái)的定位和保持在病人身體上產(chǎn)生負(fù)面影響。
因此，本技術(shù)領(lǐng)域需要一種用于超聲診斷的改進(jìn)的方法和設(shè)備。
本發(fā)明通常是用于使用時(shí)分復(fù)用超聲換能器的醫(yī)學(xué)超聲診斷的方法和設(shè)備。在示范性應(yīng)用中，本發(fā)明促進(jìn)了探測和/或測量灌注、心跳、組織移動(dòng)、膠體溶液或乳液溶液的流動(dòng)等中的一個(gè)或多個(gè)。
在本發(fā)明一個(gè)方面中，用于醫(yī)學(xué)超聲診斷的該方法包括以下連續(xù)步驟形成超聲換能器陣列；周期性時(shí)分復(fù)用該換能器；以及處理從各個(gè)換能器獲得的數(shù)據(jù)。
在本發(fā)明另一個(gè)方面中，用于醫(yī)學(xué)超聲診斷的設(shè)備包括置于應(yīng)用平臺(tái)上/內(nèi)的超聲換能器陣列；用于周期性時(shí)分復(fù)用該換能器的模塊；控制單元，包括該模塊的控制器、用于激勵(lì)該換能器的發(fā)生器和回聲信號(hào)的數(shù)據(jù)處理器；以及到該控制單元的互連電纜。
通過結(jié)合附圖考慮下述詳細(xì)描述，本發(fā)明的教導(dǎo)將變得更加顯而易見，附圖中
圖1至4分別描述了可用于根據(jù)本發(fā)明實(shí)施方案的超聲診斷類型的示范性設(shè)備的方框圖；圖5示出了圖1和3的設(shè)備中超聲換能器的時(shí)分復(fù)用的示范性時(shí)序圖，；圖6示出了圖2和4的設(shè)備中超聲換能器的時(shí)分復(fù)用的示范性時(shí)序圖；以及圖7描述了可在探測和/或測量灌注的說明性過程期間使用的本發(fā)明超聲診斷方法的一個(gè)示范性實(shí)施方案的流程圖。
這里，盡可能使用相同的附圖標(biāo)記表示各圖中共有的相同元件。
附圖示出了本發(fā)明的示范性實(shí)施方案，因此不應(yīng)理解為限制了本發(fā)明的范圍，本發(fā)明的范圍承認(rèn)其他等效實(shí)施方案。
本發(fā)明有利地提供了用于醫(yī)學(xué)超聲診斷的方法和設(shè)備。本發(fā)明的實(shí)施方案使用了超聲換能器的時(shí)分復(fù)用，從而促進(jìn)了換能器的低導(dǎo)線數(shù)目和低激勵(lì)功率的電學(xué)接口，以及應(yīng)用平臺(tái)與設(shè)備控制單元之間的柔性機(jī)械接口。
圖1描述了可用于根據(jù)本發(fā)明一個(gè)實(shí)施方案的超聲診斷類型的示范性設(shè)備100的方框圖。在一個(gè)示范性應(yīng)用中，設(shè)備100可執(zhí)行對灌注的評估(例如探測和/或測量)。這里，術(shù)語“灌注”是指血管或組織內(nèi)的血流。在其他應(yīng)用中，設(shè)備100可用作心臟復(fù)蘇系統(tǒng)和除顫器、微弱心跳(例如胎兒心跳)或血管壁移動(dòng)的監(jiān)視器和探測器以及同類診斷系統(tǒng)中的元件。此外，設(shè)備100還可用于非醫(yī)學(xué)裝置，例如用于測量膠體溶液和乳液溶液的流動(dòng)。
在一個(gè)實(shí)施方案中，設(shè)備100包括測量模塊102、控制單元104、以及將該測量模塊和控制單元互連的接口106。
測量模塊102通常包括超聲換能器陣列108和多路復(fù)用單元110。在一個(gè)實(shí)施方案中，陣列108包括分別具有發(fā)送器T1-TN和接收器R1-RN的N個(gè)換能器D1-DN的構(gòu)件。這里，N為通常介于2至16之間的整數(shù)，例如N＝4。備選地，陣列108可包括少于或者多個(gè)四個(gè)的換能器。在共同受讓給Rock等人的美國專利No.6,575,914 B2，″Integrated cardiac resuscitation system with ability todetect perfusion″中公開了一個(gè)這樣的陣列，其內(nèi)容于此引入作為參考。
在一個(gè)實(shí)施方案中，陣列108和多路復(fù)用單元110置于應(yīng)用平臺(tái)上或嵌入其中(未示出)?？梢哉{(diào)整該應(yīng)用平臺(tái)以將換能器定位和保持在靠近病人身體內(nèi)部感興趣的體積(例如頸動(dòng)脈)的位置。設(shè)備100可包括多個(gè)這種貼附應(yīng)用平臺(tái)，分別調(diào)整成用于執(zhí)行身體特殊區(qū)域內(nèi)的測量。在設(shè)備100用于探測和/或測量頸動(dòng)脈內(nèi)灌注的示范性應(yīng)用中，該應(yīng)用平臺(tái)可置于靠近頸動(dòng)脈的頸部皮膚上。
多路復(fù)用單元110促進(jìn)了換能器D1-DN和控制單元104的元件之間的選擇性耦合。在所描述的實(shí)施方案中，單元110包括多路復(fù)用器112和114。工作中，多路復(fù)用器112和114分別時(shí)分復(fù)用換能器D1-DN的發(fā)送器T1-TN(多路復(fù)用器112)和接收器R1-RN(多路復(fù)用器114)。在備選實(shí)施方案中，多路復(fù)用器112和114可集成于單個(gè)電子裝置內(nèi)，該電子裝置按照參考多路復(fù)用器112、114所述的方式提供對發(fā)送器T1-TN和接收器R1-RN的多路復(fù)用。多路復(fù)用單元110和多路復(fù)用器112及114可以以例如電子裝置或集成電路(IC)電子裝置實(shí)現(xiàn)。備選地，多路復(fù)用單元110可以專用IC(ASIC)實(shí)現(xiàn)。
控制單元104示意性地包括發(fā)生器116、數(shù)據(jù)處理器118、以及多路復(fù)用器110的控制器120。在所述實(shí)施方案中，控制器120為獨(dú)立裝置。備選地，控制器120可以為數(shù)據(jù)處理器118的一部分，還可以以數(shù)據(jù)處理器或遠(yuǎn)程處理器(未示出)執(zhí)行的軟件程序的形式實(shí)現(xiàn)。
在一個(gè)實(shí)施方案中，發(fā)生器116通常為連續(xù)波(CW)射頻(RF)信號(hào)(例如1至10MHz)源。工作中，發(fā)生器116用于激活(或激勵(lì))換能器D1-DN的發(fā)送器T1-TN。在受到激勵(lì)時(shí)，發(fā)送器產(chǎn)生傳播到應(yīng)用平臺(tái)下方的身體內(nèi)的超聲。
數(shù)據(jù)處理器118依次分析來自換能器D1-DN的接收器R1-RN的輸出電學(xué)信號(hào)，并定義例如暴露于發(fā)送器T1-TN所產(chǎn)生超聲的血管內(nèi)的灌注。數(shù)據(jù)處理器118通常包括信號(hào)轉(zhuǎn)換器、模擬和數(shù)字濾波器、存儲(chǔ)器裝置、計(jì)算機(jī)處理器、以及通常用于數(shù)據(jù)采集以及數(shù)字信號(hào)處理的其他裝置。備選地，可以使用外部處理器(未示出)執(zhí)行部分該數(shù)字信號(hào)處理。
控制器120定義多路復(fù)用器112和114的開關(guān)狀態(tài)，由此提供換能器D1-DN的時(shí)分復(fù)用。工作中，控制器120產(chǎn)生并輸出控制信號(hào)，該控制信號(hào)確定多路復(fù)用單元110內(nèi)的導(dǎo)電路徑的配置。在一個(gè)實(shí)施方案中，控制信號(hào)為數(shù)字代碼組合，其配置多路復(fù)用模塊110以提供控制單元104和選定換能器之間的選擇性耦合。當(dāng)控制器120改變輸出的代碼組合時(shí)，陣列108的另一個(gè)換能器被選擇。工作中，在任一時(shí)刻陣列108僅一個(gè)換能器耦合到控制單元104。具體而言，在設(shè)備100中，控制器120分別促進(jìn)了發(fā)生器116和選定換能器的發(fā)送器之間的這種選擇性耦合以及數(shù)據(jù)處理器118和相同換能器的接收器之間的這種選擇性耦合。在優(yōu)選實(shí)施方案中，并發(fā)地(即，同時(shí))或者基本上并發(fā)地為選定換能器的發(fā)送器和接收器提供選擇性耦合。
在所描述實(shí)施方案中，換能器D1-DN的發(fā)送器T1-TN和接收器R1-RN分別耦合到多路復(fù)用器112和114的可配置(或可選擇)端口L1-LN和M1-MN。為了選擇端口，可以將來自控制器120的相應(yīng)輸出信號(hào)(例如數(shù)字代碼組合)施加至多路復(fù)用器112的選擇端口111(端口L1-LN)或施加至多路復(fù)用器114、117的選擇端口(端口M1-MN)。工作中，控制器120配置多路復(fù)用器112、114以建立選定換能器的發(fā)送器(多路復(fù)用器112)和接收器(多路復(fù)用器114)與這些多路復(fù)用器的各個(gè)公共(即，不可選擇的)端口113和115之間的電學(xué)耦合。
工作中，多路復(fù)用器112和114并發(fā)地將選定換能器的發(fā)送器和接收器分別耦合到發(fā)生器116和數(shù)據(jù)處理器118。周期性地提供這種并發(fā)耦合一個(gè)預(yù)定時(shí)間間隔(例如約1至50毫秒)且隨后終止，并為陣列108的其他換能器依次提供這種并發(fā)耦合，且每次為一個(gè)換能器提供這種并發(fā)耦合。間歇地激活該陣列的所有換能器之后，換能器T1-TN的另一個(gè)時(shí)分復(fù)用周期開始，且重復(fù)這些周期直至測量完成。具體而言，這種周期可周期性地繼續(xù)，例如持續(xù)一個(gè)預(yù)定時(shí)間間隔(例如2至10秒)、心動(dòng)周期的持續(xù)時(shí)間的若干倍或者備選地直至已經(jīng)以預(yù)定精確程度定義了感興趣的參數(shù)(例如灌注)。
當(dāng)被耦合至發(fā)生器116時(shí)，選定換能器的發(fā)送器產(chǎn)生超聲。因此，將選定換能器的接收器耦合到數(shù)據(jù)處理器118促進(jìn)了采集電學(xué)域內(nèi)例如來自流過頸動(dòng)脈的血液內(nèi)紅血球的超聲回聲信號(hào)。在一個(gè)示范性實(shí)施方案中，各個(gè)換能器D1-DN的這種間歇耦合(即，時(shí)分復(fù)用)的持續(xù)時(shí)間約為10毫秒。在本實(shí)施方案中，可以以不超過大約100Hz的誤差在頻率域內(nèi)分解該時(shí)分復(fù)用換能器的接收器探測到的超聲回聲。在大多數(shù)診斷測量中，這種精確度是足夠和充分的。
在一個(gè)實(shí)施方案中，數(shù)據(jù)處理器118實(shí)時(shí)采集來自當(dāng)前所選擇換能器(例如換能器D1)的接收器的數(shù)據(jù)，并隨后在其他換能器(例如換能器D2-DN中的至少一個(gè))正被時(shí)分復(fù)用的時(shí)間間隔內(nèi)處理回聲數(shù)據(jù)。隨后對陣列108的所有換能器依次重復(fù)這種過程。備選地，數(shù)據(jù)處理器118可實(shí)時(shí)處理數(shù)據(jù)，也可以在采集預(yù)定時(shí)間(例如心動(dòng)周期的一部分的數(shù)據(jù)之后)處理數(shù)據(jù)。示意性地，可對各個(gè)選定換能器分別執(zhí)行計(jì)算，并使用傳統(tǒng)數(shù)據(jù)處理技術(shù)作進(jìn)一步處理(例如求平均)。為了計(jì)算灌注和/或相關(guān)診斷參數(shù)(例如心跳頻率)，數(shù)據(jù)處理器118還可執(zhí)行通常用于超聲處理系統(tǒng)中的任何其他算法。
通常選擇周期性時(shí)分復(fù)用陣列108的周期時(shí)間使得所有換能器D1-DN可以在等于約1至10％心動(dòng)周期持續(xù)時(shí)間的時(shí)間間隔內(nèi)被多路復(fù)用，而灌注測量可持續(xù)至少一個(gè)心動(dòng)周期的持續(xù)時(shí)間，或者優(yōu)選地更長(例如2至10或更多個(gè)心動(dòng)周期)。在一個(gè)示范性實(shí)施方案中，陣列108包括四個(gè)換能器(即，換能器D1-D4)，且周期性多路復(fù)用該換能器的周期時(shí)間為約40毫秒。這種周期占人心臟的典型心動(dòng)周期持續(xù)時(shí)間(約800毫秒)大約5％。
工作中，換能器D1-DN的時(shí)分復(fù)用可以將發(fā)生器116的輸出RF功率降低到激活單個(gè)換能器所需的RF功率與多路復(fù)用單元110內(nèi)的小功率損耗之和。通過消除來自另外同步工作換能器的聲學(xué)噪聲以及換能器之間的可能串?dāng)_(即，寄生電學(xué)耦合)，對換能器D1-DN的時(shí)分復(fù)用還增加了回聲測量的精確度。此外，低水平的RF輸出功率使得抑制了設(shè)備100內(nèi)以及該設(shè)備與其他電子裝置之間的電磁干擾。
圖2描述了本發(fā)明的備選實(shí)施方案，其中示范性設(shè)備200包括集成的超聲發(fā)送器/接收器T1/R1-TN/RN的陣列108。各個(gè)發(fā)送器/接收器為超聲換能器，包括能夠作為發(fā)送器或接收器工作的單個(gè)元件。在本實(shí)施方案中，發(fā)生器116產(chǎn)生脈沖RF功率，其占空比(duty cycle)范圍為約0.2至20％，開啟時(shí)間間隔(ON time interval)的持續(xù)時(shí)間(對應(yīng)于用于產(chǎn)生超聲的時(shí)間間隔tTX)為約0.2至20微秒。在設(shè)備200中，控制器120操作多路復(fù)用單元110，使得在至少部分開啟時(shí)間間隔內(nèi)，將選定換能器耦合到發(fā)生器116，且在該占空比的至少部分關(guān)閉時(shí)間間隔(OFF time interval)(對應(yīng)于用于探測超聲回聲的時(shí)間間隔tRX)內(nèi)，將該選定換能器耦合到數(shù)據(jù)處理器118。與設(shè)備100相似，為陣列108的所有換能器T1/R1-TN/RN周期性地提供這種間歇耦合。例如可以使用數(shù)字鏈路132提供發(fā)生器116、數(shù)據(jù)處理器118和控制器120的工作同步。
在所描述實(shí)施方案中，多路復(fù)用器112和114將選定換能器分別耦合到發(fā)生器116和數(shù)據(jù)處理器118。當(dāng)在時(shí)間間隔tTX內(nèi)被耦合到發(fā)生器116時(shí)，選定發(fā)送器/接收器執(zhí)行超聲發(fā)生器的功能。相應(yīng)地，當(dāng)在時(shí)間間隔tRX內(nèi)被耦合到數(shù)據(jù)處理器118時(shí)，選定發(fā)送器/接收器執(zhí)行超聲回聲信號(hào)接收器的功能。在一個(gè)示范性實(shí)施方案中，在設(shè)備100和200內(nèi)，控制單元104和各個(gè)相應(yīng)換能器D1-DN及發(fā)送器/接收器T1/R1-TN/RN之間的周期性間歇耦合的持續(xù)時(shí)間與換能器D1-DN及發(fā)送器/接收器T1/R1-TN/RN陣列的時(shí)分復(fù)用的持續(xù)時(shí)間通?？梢韵嗨苹蛳嗤?。在另一個(gè)實(shí)施方案中，在發(fā)生器116的數(shù)個(gè)脈沖周期(tTX+tRX)內(nèi)，各個(gè)選定發(fā)送器/接收器T1/R1-TN/RN可耦合到控制單元104。
接口106通常為將測量模塊102連接到控制單元104的電纜。在所描述實(shí)施方案中，電纜106包括分支106A-106C，并分別終止于該測量模塊和控制單元的連接器122和124。從測量模塊102內(nèi)的連接器122，分支106A和106B延伸到公共端口113和115，分支106C分別延伸到多路復(fù)用器112和114選擇端口111和117。相應(yīng)地，從控制單元104內(nèi)的連接器124，分支106A至106C可延伸到發(fā)生器116的輸出端子、數(shù)據(jù)處理器118的輸入端子以及控制器120的輸出端子。在備選實(shí)施方案中，電纜106的至少一個(gè)分支可直接終止于各個(gè)裝置(例如發(fā)生器116)。
參考圖1和2，各個(gè)分支106A和106B可以單傳輸線(transmission line)實(shí)現(xiàn)，例如屏蔽線、雙絞線、同軸電纜等。分支106C也可包括單傳輸線(即，串行數(shù)字總線、并行數(shù)字總線等)，且另外通常包含用于多路復(fù)用單元110的電源接口裝置。在圖1和2所示實(shí)施方案中，這種單傳輸線提供了控制單元104和測量模塊102之間的電學(xué)接口，其中該測量模塊102具有任意數(shù)目N(例如2至16或更多)個(gè)換能器D1-DN(設(shè)備100)或T1/R1-TN/RN(設(shè)備200)。
由于分支106A至106C內(nèi)電學(xué)導(dǎo)體(即，導(dǎo)線)的數(shù)目少，因此電纜106起著高可靠性電學(xué)接口的功能，還起著控制單元104和應(yīng)用平臺(tái)之間柔性機(jī)械接口的功能。此外，工作中，換能器D1-DN或T1/R1-TN/RN的時(shí)分復(fù)用消除了電纜106內(nèi)串?dāng)_(即，寄生電學(xué)耦合)的風(fēng)險(xiǎn)，因此使得抑制了換能器之間電磁干擾。
在圖3和4所示的又一個(gè)備選實(shí)施方案中，多路復(fù)用單元110以控制單元104的一部分實(shí)現(xiàn)。
參考圖3所示實(shí)施方案，在設(shè)備300內(nèi)，測量模塊102包括換能器D1-DN陣列108，發(fā)生器116工作于CW模式?？刂茊卧?04和測量單元102之間的互連電纜306包括將多路復(fù)用器112和114分別耦合到發(fā)送器T1-TN和接收器R1-RN的分支306A和306B。在一個(gè)實(shí)施方案中，分支306A和306B中的每個(gè)都包括N條傳輸線，例如屏蔽線、雙絞線、同軸電纜等。
參考圖4所示實(shí)施方案，在設(shè)備400內(nèi)，測量模塊102包括發(fā)送器/接收器T1/R1-TN/RN陣列108，發(fā)生器116工作于脈沖模式。在所描述實(shí)施方案中，控制單元104和測量單元102之間的互連電纜406包括將多路復(fù)用器112和114耦合到發(fā)送器/接收器T1/R1-TN/RN的分支406A。分支406A可包括與分支306A或分支306B相同的傳輸線(參考以上圖3所述)。
在圖3和4所示實(shí)施方案中，對換能器D1-DN及T1/R1-TN/RN的時(shí)分復(fù)用可以將發(fā)生器116的輸出RF功率降低到激活單個(gè)換能器所需的RF功率與多路復(fù)用單元110內(nèi)的小功率損耗的總和，并且通過消除來自另外同步工作換能器的聲學(xué)噪聲而增加了測量精確度。
在所示實(shí)施方案中，圖1至4所示設(shè)備包括醫(yī)學(xué)超聲系統(tǒng)部分和多路復(fù)用單元，其中該醫(yī)學(xué)超聲系統(tǒng)可從荷蘭的Keninklijke PhilipsElectronics N.V.獲得，該多路復(fù)用單元包括多路復(fù)用專用集成電路(ASIC)或可從Maxim Integrated Products，Inc.of Sunnyvale，CA(例如型號(hào)MAX4708)或其他供應(yīng)商處商業(yè)獲得。
圖5描述了示范性時(shí)序圖，其示出了圖1和3所示實(shí)施方案中對超聲換能器D1-DN的時(shí)分復(fù)用。更具體而言，附圖標(biāo)記500描述包括時(shí)間間隔t1-tN的周期504序列與時(shí)間(x軸502)關(guān)系。各個(gè)時(shí)間間隔t1-tN對應(yīng)于相應(yīng)換能器D1-DN的多路復(fù)用的持續(xù)時(shí)間(例如約10毫秒)。時(shí)間間隔t1-tN還可包括(未示出)可選的一個(gè)或多個(gè)空閑時(shí)間周期。在所描述實(shí)施方案中，在時(shí)間間隔t1-tN內(nèi)，多路復(fù)用器112和114將間歇選定換能器的發(fā)送器和接收器分別并發(fā)地耦合到發(fā)生器116和數(shù)據(jù)處理器118。在各個(gè)時(shí)間間隔t1-tN內(nèi)，發(fā)送超聲到病人身體，接收回聲信號(hào)并傳送到數(shù)據(jù)處理器。周期504對應(yīng)于該陣列的換能器多路復(fù)用周期的持續(xù)時(shí)間(例如，N＝4時(shí)約為40毫秒)。合起來，多個(gè)周期504代表陣列108的換能器的連續(xù)多路復(fù)用的時(shí)間間隔506的持續(xù)時(shí)間。通常，時(shí)間間隔506與測量灌注的持續(xù)時(shí)間和/或病人心跳有關(guān)。時(shí)間間隔506可等于例如心動(dòng)周期持續(xù)時(shí)間的若干倍、預(yù)定時(shí)間間隔等。
圖6描述了示范性時(shí)序圖，其示出了圖2和4所示實(shí)施方案中超聲換能器T1/R1-TN/RN的時(shí)分復(fù)用。具體而言，附圖標(biāo)記600描述時(shí)間間隔506和周期504(參考上文圖5所述)與時(shí)間(x軸602)關(guān)系。這里，各個(gè)時(shí)間間隔t1-tN對應(yīng)于相應(yīng)換能器T1/R1-TN/RN的時(shí)分復(fù)用的持續(xù)時(shí)間(例如約10毫秒)。在所描述實(shí)施方案中，各個(gè)時(shí)間間隔t1-tN包括至少一個(gè)RF功率脈沖周期，所述RF功率脈沖周期包括用于產(chǎn)生超聲的時(shí)間間隔tTX和用于從病人身體接收超聲回聲的時(shí)間間隔tRX。這里，為了圖示簡化，僅對時(shí)間間隔t1示出了時(shí)間間隔tTX和tRX，且時(shí)間間隔t1示意性地僅包含一個(gè)這種脈沖周期。時(shí)間間隔tTX和時(shí)間間隔tRX分別對應(yīng)于發(fā)生器116占空比的開啟和關(guān)閉時(shí)間間隔。在時(shí)間間隔tTX和tRX內(nèi)，多路復(fù)用單元110將選定換能器分別耦合到發(fā)生器116和數(shù)據(jù)處理器118。時(shí)間間隔t1-tN可以可選地被空閑時(shí)間周期(未示出)分開。
圖7描述了本發(fā)明超聲診斷方法的一個(gè)示范性實(shí)施方案的流程圖。該方法可用于探測和/或測量灌注的示意性過程中。為了最佳地理解本發(fā)明，讀者應(yīng)同時(shí)參考圖1至4和5至6。
該方法開始于步驟702并進(jìn)行到步驟704。在步驟704，包括換能器D1-DN(設(shè)備100和300)或換能器T1/R1-TN/RN(設(shè)備200和400)陣列的應(yīng)用平臺(tái)置于靠近病人身體上的血管(例如頸動(dòng)脈)的位置，隨后RF發(fā)生器116、數(shù)據(jù)處理器118和控制器120被激活。
在步驟706，控制器120開始按照上文圖5(設(shè)備100和300)或圖6(設(shè)備200和400)所示方式操作多路復(fù)用器112和114。多路復(fù)用器促進(jìn)了該陣列的各個(gè)換能器與發(fā)生器116及數(shù)據(jù)處理器118之間的周期性間歇耦合。在步驟706，換能器被選擇性激活，且每次激活一個(gè)。在選定換能器中，發(fā)生器116的RF輸出信號(hào)被轉(zhuǎn)換成傳播到血管內(nèi)的超聲。換能器探測例如來自血管內(nèi)紅血球的超聲回聲信號(hào)，并將該回聲信號(hào)轉(zhuǎn)換成電學(xué)格式以由數(shù)據(jù)處理器118采集。
在步驟708，數(shù)據(jù)處理器118確定例如入射超聲和回聲信號(hào)或該信號(hào)的功率之間的頻移，從而計(jì)算該灌注。通常對與時(shí)間間隔t1-tN有關(guān)的各個(gè)時(shí)分復(fù)用換能器進(jìn)行這種計(jì)算，且隨后對時(shí)間間隔506的各個(gè)周期504重復(fù)該計(jì)算(上文中參考圖5和6所述)。在一個(gè)實(shí)施方案中，數(shù)據(jù)處理器118基于在各個(gè)連續(xù)周期504期間采集的數(shù)據(jù)而對灌注計(jì)算結(jié)果求平均。備選地，數(shù)據(jù)處理器118可使用其他傳統(tǒng)技術(shù)來提高灌注計(jì)算的精確度。
在步驟710，該方法詢問數(shù)據(jù)處理器110是否已經(jīng)采集足夠的回聲數(shù)據(jù)以及是否已經(jīng)完成灌注的計(jì)算。如果對步驟710詢問的回答是否定的，則該方法進(jìn)行到步驟708以如上所述繼續(xù)測量灌注。如果對步驟710詢問的回答是肯定的，則該方法進(jìn)行到步驟712。
在步驟712，終止換能器的激活以及時(shí)分復(fù)用，并可選地終止數(shù)據(jù)處理器118的操作，隨后可將應(yīng)用平臺(tái)從病人身體移去。一旦步驟712完成時(shí)，該方法進(jìn)行到步驟714，該方法由此結(jié)束。
因此，盡管已經(jīng)示出和描述并指出本發(fā)明應(yīng)用于其優(yōu)選實(shí)施方案的基本新穎特征，但是可以理解，在并不背離本發(fā)明的精神的情況下，本領(lǐng)域技術(shù)人員可以對所描述和示出裝置的形式及細(xì)節(jié)、所述裝置的工作以及所述方法進(jìn)行各種省略和替換及改變。例如，以基本上相同的方式執(zhí)行基本上相同的功能以實(shí)現(xiàn)相同結(jié)果的元件和/或方法步驟的所有組合明確地落在本發(fā)明的范圍內(nèi)。將一個(gè)實(shí)施方案中的元件替換到其他實(shí)施方案中也是完全期望且可以預(yù)料的。因此本發(fā)明僅由所述權(quán)利要求的范圍界定。
權(quán)利要求
1.一種用于超聲診斷的設(shè)備，包含超聲換能器陣列(108)，置于應(yīng)用平臺(tái)上或內(nèi)；模塊(110)，周期性地時(shí)分復(fù)用所述換能器，使得所述換能器在一個(gè)時(shí)間周期內(nèi)產(chǎn)生的信號(hào)和所述換能器響應(yīng)于在所述一個(gè)時(shí)間周期內(nèi)產(chǎn)生的信號(hào)而接收的信號(hào)與在其他時(shí)間周期內(nèi)產(chǎn)生或接收的信號(hào)不相交疊；控制單元(104)，包括所述模塊(110)的控制器(120)；用于激勵(lì)所述換能器的發(fā)生器(116)；以及由所述換能器探測的回聲信號(hào)的數(shù)據(jù)處理器(118)，以及互連電纜，將所述陣列(108)耦合到所述控制單元(104)。
2.根據(jù)權(quán)利要求1所述的設(shè)備，其中各個(gè)換能器包括發(fā)送器和接收器。
3.根據(jù)權(quán)利要求2所述的設(shè)備，其中所述模塊(110)包括第一多路復(fù)用器(112)，提供所述發(fā)送器和所述發(fā)生器(116)之間的間歇耦合；以及第二多路復(fù)用器(114)，提供所述接收器和所述數(shù)據(jù)處理器(118)之間的間歇耦合；并發(fā)地執(zhí)行所述間歇耦合并周期性重復(fù)預(yù)定的時(shí)間。
4.根據(jù)權(quán)利要求1所述的設(shè)備，其中各個(gè)換能器包括作為發(fā)送器和接收器工作的元件。
5.根據(jù)權(quán)利要求4所述的設(shè)備，其中所述模塊包括第一多路復(fù)用器(112)，在第一時(shí)間間隔內(nèi)提供所述換能器和所述發(fā)生器之間的耦合；以及第二多路復(fù)用器(114)，在所述第一時(shí)間間隔后的第二時(shí)間間隔內(nèi)提供所述換能器和所述數(shù)據(jù)處理器之間的耦合，其中所述發(fā)生器(116)在所述第一時(shí)間間隔內(nèi)處于開啟狀態(tài)，在所述第二時(shí)間間隔內(nèi)處于關(guān)閉狀態(tài)，且所述耦合周期性重復(fù)預(yù)定的時(shí)間。
6.根據(jù)權(quán)利要求1所述的設(shè)備，其中所述模塊(110)置于所述應(yīng)用平臺(tái)上或內(nèi)。
7.根據(jù)權(quán)利要求6所述的設(shè)備，其中所述互連電纜包括到所述發(fā)生器(116)的單傳輸線以及到所述數(shù)據(jù)處理器(118)的單傳輸線。
8.根據(jù)權(quán)利要求1所述的設(shè)備，其中所述模塊(110)為所述控制單元(104)的一部分。
9.根據(jù)權(quán)利要求1所述的設(shè)備，其中所述發(fā)生器(116)工作于脈沖模式。
10.根據(jù)權(quán)利要求9所述的設(shè)備，其中所述模塊(110)在電源開啟時(shí)將換能器耦合到所述發(fā)生器，在電源關(guān)閉時(shí)將所述換能器耦合到所述數(shù)據(jù)處理器(118)。
11.根據(jù)權(quán)利要求1所述的設(shè)備，其中所述回聲信號(hào)包括血液灌注、心跳、血管壁移動(dòng)以及膠體溶液或乳液溶液的流動(dòng)中至少一個(gè)的測量或探測數(shù)據(jù)。
12.根據(jù)權(quán)利要求1所述的設(shè)備，其中依次時(shí)分復(fù)用所有發(fā)送器的時(shí)間間隔持續(xù)時(shí)間包括心動(dòng)周期持續(xù)時(shí)間的約1至10％。
13.根據(jù)權(quán)利要求1所述的設(shè)備，其中所述模塊時(shí)分復(fù)用所述發(fā)送器的時(shí)間的持續(xù)時(shí)間等于或大于心動(dòng)周期的持續(xù)時(shí)間。
14.一種超聲診斷方法，包括(a)形成超聲換能器陣列(108)；(b)周期性地時(shí)分復(fù)用所述陣列(108)的換能器，使得所述換能器在一個(gè)時(shí)間周期內(nèi)產(chǎn)生的信號(hào)以及所述換能器響應(yīng)于在所述一個(gè)時(shí)間周期內(nèi)產(chǎn)生的信號(hào)而接收的信號(hào)與在其他時(shí)間周期內(nèi)產(chǎn)生或接收的信號(hào)不相交疊；以及(c)處理從所述換能器獲得的數(shù)據(jù)。
15.根據(jù)權(quán)利要求14所述的方法，其中使用所述發(fā)送器和激勵(lì)源之間以及所述接收器和回聲信號(hào)處理器之間的并發(fā)間歇耦合來執(zhí)行對包括發(fā)送器和接收器的換能器的時(shí)分復(fù)用。
16.根據(jù)權(quán)利要求14所述的方法，其中使用一種方法來執(zhí)行對包含作為發(fā)送器和接收器工作的元件的換能器的時(shí)分復(fù)用，所述方法包括在第一時(shí)間間隔內(nèi)提供所述換能器和激勵(lì)源之間的耦合；以及在第二時(shí)間間隔內(nèi)提供所述換能器和回聲信號(hào)處理器之間的耦合，所述第二時(shí)間間隔在第一時(shí)間間隔后，其中所激勵(lì)源在所述第一時(shí)間間隔內(nèi)處于開啟狀態(tài)，在所述第二時(shí)間間隔內(nèi)處于關(guān)閉狀態(tài)。
17.根據(jù)權(quán)利要求14所述的方法，其中在步驟(c)期間，所述處理器處理從各個(gè)換能器依次獲得的數(shù)據(jù)。
18.根據(jù)權(quán)利要求14所述的方法，其中所述數(shù)據(jù)包括血液灌注、心跳、血管壁移動(dòng)以及膠體溶液或乳液溶液的流動(dòng)中至少一個(gè)的測量或探測結(jié)果。
19.根據(jù)權(quán)利要求14所述的方法，其中在步驟(b)期間，依次時(shí)分復(fù)用所有發(fā)送器的時(shí)間間隔持續(xù)時(shí)間包括心動(dòng)周期持續(xù)時(shí)間的約1至10％。
20.根據(jù)權(quán)利要求14所述的方法，其中步驟(b)的持續(xù)時(shí)間等于或大于心動(dòng)周期的持續(xù)時(shí)間。
全文摘要
一種醫(yī)學(xué)超聲診斷方法和設(shè)備，利用了置于應(yīng)用平臺(tái)上或內(nèi)的多換能器陣列(108)的超聲換能器的時(shí)分復(fù)用。本發(fā)明的實(shí)施方案促進(jìn)了了換能器的低激勵(lì)功率和低導(dǎo)線數(shù)目的電學(xué)接口(106，306，406)，并降低了換能器之間的電磁干擾，同時(shí)增大將應(yīng)用平臺(tái)定位于病人身體上的可靠性和精確度。在一個(gè)示范性應(yīng)用中，本發(fā)明促進(jìn)了血液灌注的評估。
文檔編號(hào)A61B8/12GK1997913SQ200580021748
公開日2007年7月11日 申請日期2005年6月27日 優(yōu)先權(quán)日2004年6月29日
發(fā)明者B·拉于, S·阿亞蒂, E·科亨-索拉爾 申請人:皇家飛利浦電子股份有限公司