專利名稱：用于共同配準成像的血管內(nèi)超聲系統(tǒng)的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明整體涉及血管內(nèi)超聲(IVUS)成像。本發(fā)明更具體地涉及用于共同配準成像的IVUS系統(tǒng)。
背景技術(shù)：
血管內(nèi)超聲成像通常用于導(dǎo)引和評估經(jīng)皮冠狀動脈介入，典型地裸金屬支架或藥 物洗脫支架的放置。IVUS成像的其它應(yīng)用包括進ー步評估冠狀動脈疾病。冠狀動脈支架通常具有由諸如不銹鋼或鈷鉻合金的金屬制成的筋。金屬支架筋提供比血液和軟組織，例如生長在支架筋上的新組織大得多的反射超聲信號。檢測和測量新組織生長的能力對于評估支架愈合過程尤其重要。目前市售的IVUS系統(tǒng)檢測早期新組織生長的能力有限，因為反射的超聲信號的可檢測范圍有限。易于破裂的動脈粥樣硬化病變，即所謂的易損斑塊，越來越多地受到介入心臟病學家的關(guān)注。ー種被認為是造成很大一部分斑塊破裂的原因的易損斑塊是薄帽纖維粥樣斑塊，其中薄的(<65μπι)纖維帽覆蓋機械上不穩(wěn)定的富脂質(zhì)或壞死的核。目前市售的IVUS系統(tǒng)在最多僅40MHz下工作，并且具有限于大約100 μ m的軸向分辨率。因此，目前市售的IVUS系統(tǒng)不能可靠地檢測易損斑塊。通常需要増加成像頻率以便提高空間分辨率。然而，増加的成像頻率也導(dǎo)致血液和非血液組織之間的對比降低，這又使充盈有血的腔與內(nèi)膜斑塊之間的分割變得困難。一些自動分割算法利用血液和非血液組織的頻率依賴性超聲性質(zhì)，如例如在授予Teo的美國專利No. 5，876，343中所描述的。實時自動分割工具常常易于出錯，這降低了其在臨床實踐中的實用性。已經(jīng)開發(fā)了用于經(jīng)胸超聲心動圖應(yīng)用的多頻成像。授予Roundhill等人的美國專利No. 6，139，501描述了ー種系統(tǒng)，該系統(tǒng)同時顯示兩個具有不同成像頻率和帶寬的B模式圖像。然而，該技術(shù)使用基波成像技術(shù)和諧波成像技術(shù)兩者，并且依賴于組織的非線性傳播性質(zhì)。雖然諧波成像有可能提供更好的空間分辨率，但諧波成像性能在近場中是有限的。此夕卜，尚未發(fā)現(xiàn)諧波IVUS成像在實踐中的可用性。多頻率IVUS成像也可通過使用多換能器成像導(dǎo)管來實現(xiàn)。然而，多個換能器増加了一次性成像導(dǎo)管和成像系統(tǒng)的復(fù)雜性和成本。需要共同配準來自分離換能器的圖像的可能性進ー步使其實際應(yīng)用變得復(fù)雜。需要一種技術(shù)，該技術(shù)提供足夠的對比度分辨率以導(dǎo)引經(jīng)皮冠狀動脈介入，并提供足夠的對比度和空間分辨率以檢測支架愈合和易損斑塊。此外，希望這樣的技術(shù)不需要在多個圖像之間的任何共同配準步驟。更進一歩地，希望這樣的技術(shù)相比現(xiàn)有市售系統(tǒng)和導(dǎo)管不顯著增加系統(tǒng)和導(dǎo)管的復(fù)雜性和成本。

發(fā)明內(nèi)容
本發(fā)明提供了ー種包括導(dǎo)管的血管內(nèi)超聲成像系統(tǒng)，該導(dǎo)管包括具有遠端的細長主體和成像芯，成像芯布置成插入細長主體內(nèi)。成像芯布置成發(fā)射超聲能量脈沖并接收反射的超聲能量脈沖。該系統(tǒng)還包括成像引擎，該成像引擎偶聯(lián)到成像芯并布置成為成像芯提供能量脈沖以引起成像芯發(fā)射超聲能量脈沖。能量脈沖布置成重復(fù)的序列，并且每個序列的能量脈沖具有變化的特性。每個能量脈沖序列可包括至少兩個脈沖，例如三個脈沖。變化的特性可以是脈沖
能量、頻率或帶寬。 成像引擎可包括處理圖像幀中反射的超聲能量脈沖的處理器和檢測反射的超聲能量脈沖中變化的特性的檢測器。成像弓I擎根據(jù)檢測到的變化的特性處理幀。成像引擎可布置成僅處理具有共有檢測特性的、反射的超聲能量脈沖。成像引擎可進ー步布置成基于反射的超聲能量脈沖的序列的變化的特性提供合成圖像。成像引擎可包括處理在分離的圖像幀中的反射的超聲能量脈沖的處理器，各個圖像幀對應(yīng)于各個不同的能量脈沖特性，并且成像引擎可提供用于同時顯示分離的圖像幀的顯示信號。本發(fā)明還提供了ー種方法，該方法包括提供導(dǎo)管，該導(dǎo)管包括具有遠端的細長主體和成像芯，成像芯布置成插入細長主體內(nèi)，成像芯布置成發(fā)射超聲能量脈沖并接收反射的超聲能量脈沖。該方法還包括為成像芯提供能量脈沖以引起成像芯發(fā)射超聲能量脈沖的步驟，其中能量脈沖布置成重復(fù)的序列，并且其中每個序列的能量脈沖具有變化的特性。


通過參照結(jié)合附圖的以下描述，可以最好地理解本發(fā)明及其另外的特征和優(yōu)點，在附圖的若干圖中，類似的附圖標記表示類似的元件，并且其中圖I是IVUS系統(tǒng)的聞層圖不；圖2a是用于共同配準成像的IVUS系統(tǒng)的信號處理路徑的框圖；圖2b是用于共同配準成像的IVUS系統(tǒng)的信號處理路徑的另一個框圖；圖3a和3b分別示出了短時脈沖的時域信號和功率譜；圖4a示出了寬帶功率譜的通帶；圖4b示出了寬帶功率譜的另一個通帶；圖5a是成像引擎的框圖；圖5b是成像引擎的另一個框圖；圖5c是成像引擎的又一個框圖；圖6a_6d分別示出了第一、第二、第三和第四代表性發(fā)送脈沖序列；圖7是用于共同配準成像的IVUS系統(tǒng)的信號處理路徑的框圖；圖8是用于計算背向散射積分的參數(shù)的信號處理步驟的框圖；圖9示出了包括多個共同配準的圖像的顯示；
圖IOa和IOb示出了在共同配準的圖像之間映射的特征；圖11是IVUS系統(tǒng)的高層圖示；圖12是另ー個成像引擎的框圖；圖13-17是數(shù)字信號處理引擎的框圖；圖18是用于共同配準成像的IVUS系統(tǒng)的信號處理路徑的框圖；圖19是變窄的冠狀動脈的剖視圖；、
圖20是具有植入支架的冠狀動脈的剖視圖；圖21示出了使用高發(fā)射能量脈沖獲取的帶支架的冠狀動脈的橫向IVUS圖像；圖22示出了重復(fù)的高能量、中能量和低能量發(fā)送脈沖序列；圖23示出了使用中發(fā)射能量脈沖獲取的帶支架的冠狀動脈的橫向IVUS圖像；圖24示出了使用低發(fā)射能量脈沖獲取的帶支架的冠狀動脈的橫向IVUS圖像；圖25示出了使用高發(fā)射能量脈沖獲取的具有所選動態(tài)范圍的帶支架冠狀動脈的橫向IVUS圖像；圖26示出了使用中發(fā)射能量脈沖獲取的具有所選動態(tài)范圍的帶支架冠狀動脈的橫向IVUS圖像；圖27示出了使用低發(fā)射能量脈沖獲取的具有所選動態(tài)范圍的帶支架冠狀動脈的橫向IVUS圖像的支架區(qū)域；圖28示出了帶支架冠狀動脈的高發(fā)射能量橫向IVUS圖像、帶支架冠狀動脈的中發(fā)射能量橫向IVUS圖像、以及帶支架冠狀動脈的低發(fā)射能量橫向IVUS圖像的合成圖像；以及圖29是用于用高發(fā)射、中發(fā)射和低發(fā)射能量脈沖序列成像的IVUS系統(tǒng)的信號處理路徑的流程圖。
具體實施例方式圖I是IVUS系統(tǒng)的高層框圖，其由IVUS成像導(dǎo)管1000、患者界面模塊2000和成像引擎3100構(gòu)成。導(dǎo)管典型地經(jīng)由經(jīng)股動脈或經(jīng)橈動脈逆行途徑遞送到冠狀動脈。成像導(dǎo)管1000被機械且電偶聯(lián)到患者界面模塊2000。成像引擎3100用來控制患者界面模塊2000和導(dǎo)管1000的操作以用于冠狀動脈成像目的。IVUS成像導(dǎo)管的以下描述針對機械旋轉(zhuǎn)成像芯的情況。每個IVUS圖像包括預(yù)定數(shù)量的矢量(或掃描線)和每矢量樣本數(shù)。最新的市售IVUS系統(tǒng)每幅圖像采用256個矢量。對于市售的IVUS系統(tǒng)，每矢量的樣本數(shù)大體上在約256和2048個樣本之間變化，并部分地取決于成像頻率和數(shù)據(jù)類型(例如,RF或基帯)。圖2a是用于共同配準成像的IVUS系統(tǒng)的信號處理路徑的ー個實施例的框圖。在步驟102中，大致在成像引擎中選擇波形。然后，在步驟104中，由大致位于患者界面模塊中的發(fā)射脈沖器產(chǎn)生發(fā)射波形。在步驟106中，將發(fā)射波形經(jīng)發(fā)射/接收(T/R)開關(guān)發(fā)送到超聲換能器1100。換能器可在IOMHz至80MHz的頻率范圍內(nèi)工作，對于冠狀動脈內(nèi)成像通常在20MHz和60MHz之間。換能器發(fā)出超聲壓カ場1110以對冠狀動脈進行聲穿透。一些超聲能量被背向散射并由換能器接收。接收的超聲在步驟106中傳播通過T/R開關(guān)并在步驟108中通過旋轉(zhuǎn)耦合器。旋轉(zhuǎn)耦合器可以是電感式旋轉(zhuǎn)耦合器或液體金屬旋轉(zhuǎn)耦合器。替代地，旋轉(zhuǎn)耦合器可以是旋轉(zhuǎn)電容式I禹合器，如例如以Silicon Valley Medical Instruments, Inc.的名義在2009年5月14日提交的共同未決的美國專利申請No. 12/465，853中描述的旋轉(zhuǎn)電容式率禹合器，該專利申請的名稱為“IVUS System with Rotary Capacitive Coupling”(具有旋轉(zhuǎn)電容式耦合的IVUS系統(tǒng))，其全文以引用方式并入本文中。旋轉(zhuǎn)耦合器將導(dǎo)管的機械旋轉(zhuǎn)成像芯與患者界面模塊的非旋轉(zhuǎn)電子器件接合。接收的信號接著在步驟109中通過增益放大器，在步驟110中通過高通濾波器，并且在步驟112中通過時間増益補償放大器。由于當信號進ー步傳播到冠狀動脈內(nèi)時超聲信號的衰減增加，因此提供了時間增益補償。接著在步驟114中將信號發(fā)送通過抗混疊低通濾波器，然后在步驟116中數(shù)字化。數(shù)字化信號接著根據(jù)多頻率技術(shù)進行處理，該多頻率技術(shù)包括低頻路徑120和高頻路徑130。低頻和高頻處理路徑包括類似的處理階段，這些階段可由于諸如通帶、視場和信噪比的成像參數(shù)而不同?，F(xiàn)在參見圖3和4，圖3a和3b分別示出了對于具有> 60%的分數(shù)帶寬的60MHzIVUS成像換能器的短時脈沖的時域響應(yīng)202和功率譜204。本發(fā)明的重要方面是使用具有大分數(shù)帶寬(通常>50%的分數(shù)帶寬)的換能器。也可使用具有<50%的分數(shù)帶寬的換能器，但預(yù)計使用這樣的換能器的效率較低，并且實用性較低。本發(fā)明的另ー個重要方面是使用具有在可用帶寬上均勻的高靈敏度的換能器。所選低頻率和高頻率可包括重疊的帶寬222,224或不重疊的帶寬226、228，對應(yīng)的通帶中心頻率分別為F1、F2，分別如圖4a和圖4b所示。使用重疊的帶寬的潛在好處是，較寬的帶寬產(chǎn)生具有更好空間分辨率的圖像。在本發(fā)明的一個實施例中，低通帶中心頻率Fl為40MHz，高通帶中心頻率F2為60MHz，低通帶222為30MHz至50MHz，并且高通帶224為45MHz至75MHz。在本發(fā)明的另ー個實施例中，導(dǎo)管包括寬帶40MHz換能器，低通帶中心頻率為30MHz，并且高通帶中心頻率為50MHz。在本發(fā)明的又一個實施例中，導(dǎo)管包括寬帶35MHz換能器，低通帶中心頻率為25MHz，并且高通帶中心頻率為40MHz。再次參見圖2a，低頻路徑數(shù)字化數(shù)據(jù)首先在步驟122中進行預(yù)處理。如本領(lǐng)域所已知的，預(yù)處理可通常包括帶通濾波和矢量處理技木。預(yù)處理后的數(shù)據(jù)的包絡(luò)在步驟124被檢測，然后在步驟126中進行后處理。后處理通常包括對數(shù)壓縮和伽瑪校正以生成視覺上吸引人和有用的圖像。然后在步驟128中將后處理后的數(shù)據(jù)從極坐標掃描變換為笛卡爾坐標。預(yù)處理、檢測、后處理和掃描變換是醫(yī)學超聲成像領(lǐng)域的技術(shù)人員已知的信號和圖像處理技術(shù)。高頻路徑數(shù)字化數(shù)據(jù)以類似的方式被處理。高頻路徑數(shù)字化數(shù)據(jù)首先在步驟132中進行預(yù)處理。預(yù)處理同樣地通常包括帶通濾波和矢量處理。預(yù)處理后的數(shù)據(jù)的包絡(luò)在步驟134被檢測，然后在步驟136中進行后處理。后處理通常包括對數(shù)壓縮和伽瑪校正以生成視覺上吸引人和有用的圖像。然后在步驟138中將后處理后的數(shù)據(jù)從極坐標掃描變換為笛卡爾坐標。然后，在步驟150中同時顯示低頻掃描變換圖像152和高頻掃描變換圖像154。低頻圖像包括在血液組織和非血液組織之間較好的對比以有利于腔邊界檢測。高頻圖像包括諸如薄纖維帽的病變特征的較好空間分辨率。低頻掃描變換圖像152和高頻掃描變換圖像、154為共同配準的，因為使用相同的超聲數(shù)據(jù)來生成這兩幅圖像。圖2a所示信號處理路徑可以多種物理配置實現(xiàn)。本發(fā)明的重要方面是圖像引擎的物理配置。圖5a是用于成像引擎3100的一個實施例的框圖，其包括單板計算機3102、專用數(shù)字信號處理(DSP)模塊3120和接ロ板3180。DSP模塊3120用來選擇將發(fā)送到患者界面模塊的發(fā)射波形3182。時間增益補償放大器3184和抗混疊低通濾波器3186位于接ロ板3180上。模數(shù)轉(zhuǎn)換器(或數(shù)字化儀)3128位于DSP模塊3120中。DSP模塊3120還可包括現(xiàn)場可編程門陣列(FPGA) 3122。圖2a所示低頻信號處理路徑120和高頻信號處理路徑130大體上在FPGA中實現(xiàn)。該實施例的重要方面是共同配準成像由包括單個模數(shù)轉(zhuǎn)換器和單個FPGA的成像引擎進行。圖5b是本發(fā)明的成像引擎的另一個實施例的框圖，其包括第一 DSP模塊3120和第二 DSP模塊3140，其中提供了單個模數(shù)轉(zhuǎn)換器(或數(shù)字化儀)3128和兩個FPGA 3122、3142。包括FPGA的第二 DSP模塊的添加以增加的裝置復(fù)雜性和成本為代價提供了增加的計算處理能力。兩個FPGA處理相同的數(shù)字化數(shù)據(jù)。
圖5c是本發(fā)明的成像引擎的又一個實施例的框圖，其包括第一 DSP模塊3120和第二 DSP模塊3140，其中提供了兩個模數(shù)轉(zhuǎn)換器(或數(shù)字化儀)3128,3148和兩個FPGA3122,3142ο采樣時鐘3126使兩個數(shù)字化儀3128、3148同步。2數(shù)字化儀/2 FPGA成像引擎的實施例還包括第二時間增益補償放大器3188和第二抗混疊低通濾波器3190。第二數(shù)字化儀3148、時間增益補償放大器3188、低通濾波器3190的添加以增加的裝置復(fù)雜性為代價提供了増加的計算處理能力和靈活性。増加的靈活性使得能夠?qū)τ刹煌l帶導(dǎo)致的穿過組織的超聲壓カ波的不同的衰減進行補償。圖2b是用于共同配準成像的IVUS系統(tǒng)的信號處理路徑的另一個實施例的框圖，該系統(tǒng)包括圖5c所示成像引擎的實施例。從組織背向散射的信號被換能器1100接收，然后在步驟106中通過發(fā)射/接收開關(guān)，在步驟108中通過旋轉(zhuǎn)耦合器，在步驟109中通過增益放大器，并且在步驟110中通過高通濾波器。高通濾波后的信號接著根據(jù)多頻率技術(shù)進行處理，該多頻率技術(shù)包括低頻路徑120A和高頻路徑130A。低頻處理路徑120A和高頻處理路徑130A包括類似的處理階段，這些階段可由于諸如通帶、視場和信噪比的成像參數(shù)而不同。在步驟112中首先將時間増益補償施加到低頻路徑信號。由于當信號進ー步傳播到冠狀動脈內(nèi)時超聲信號的衰減增加，因此提供了時間增益補償。接下來，在步驟114中將TGC放大后的低頻路徑信號發(fā)送通過抗混疊低通濾波器，然后在步驟116中進行模數(shù)(A/D)變換(或數(shù)字化)。低頻路徑數(shù)字化數(shù)據(jù)首先在步驟122中進行預(yù)處理。預(yù)處理通常包括帶通濾波和矢量處理技木。預(yù)處理后的數(shù)據(jù)的包絡(luò)在步驟124被檢測，然后在步驟126中進行后處理。后處理通常包括對數(shù)壓縮和伽瑪校正以生成視覺上吸引人和有用的圖像。然后在步驟128中將后處理后的數(shù)據(jù)從極坐標掃描變換為笛卡爾坐標。高頻路徑130A信號以類似的方式被處理。在步驟110中的高通濾波之后，首先進行步驟112A中的時間增益補償、步驟114A中的抗混疊低通濾波器、以及步驟116A中的A/D變換。然后，在步驟132中預(yù)處理高頻數(shù)字化數(shù)據(jù)。預(yù)處理通常包括帶通濾波和矢量處理。預(yù)處理后的數(shù)據(jù)的包絡(luò)在步驟134被檢測，然后在步驟136中進行后處理。后處理通常包括對數(shù)壓縮和伽瑪校正以生成視覺上吸引人和有用的圖像。然后在步驟138中將后處理后的數(shù)據(jù)從極坐標掃描變換為笛卡爾坐標。然后，在步驟150中同時顯示低頻掃描變換圖像152和高頻掃描變換圖像154。在圖2b所示信號處理路徑的實施例中，多頻率信號處理路徑在步驟110中的高通濾波之后分叉，而在圖2a所示信號處理路徑的實施例中，多頻率信號處理路徑在步驟116中的A/D變換之后分叉。多頻率信號處理路徑在高通濾波之后的分叉提供了適合不同成像頻率的時間增益補償?，F(xiàn)在參見圖6a_6d，示出了一系列成像波形序列。圖6a示出了一個實施例，其中單脈沖序列10包括為IVUS圖像的每個矢量發(fā)射相同的波形Xe。圖6b示出了另ー個實施例，其包括具有交替的低頻波形Xl和高頻波形X2的脈沖序列20。交替的脈沖序列相比單脈沖序列的潛在優(yōu)點是，可以針對多頻處理的所選通帶増加或減少發(fā)射的能量。調(diào)節(jié)發(fā)射能量的能力可能有益于同時顯示的共同配準的圖像的圖像質(zhì)量。圖6c示出了又一個實施例，其包括具有交替的成像波形Xi和參數(shù)成像波形Xp的脈沖序列30。成像波形Xi可包括Xe、Xl或X2波形。參數(shù)成像波形Xp選擇為優(yōu)化至少ー個超聲組織分類參數(shù)的分析，該參數(shù)包括背向散射積分、衰減、應(yīng)變和運動。使用更窄頻帶的波形可為基于相關(guān)性或基于多普勒的運動分析提供有益效果。圖6d示出了又一個實施例，其包括具有交替的成像波形Xi和參 數(shù)成像波形Xp的脈沖序列40，其中在成像波形Xi之間發(fā)射多個參數(shù)成像波形Xp。使用重復(fù)的脈沖可提供針對信噪條件的額外的有益效果。因此，如從上文可見，并且根據(jù)本發(fā)明的方面，偶聯(lián)到成像芯的成像引擎可布置成為成像芯提供能量脈沖，以引起成像芯發(fā)射超聲能量脈沖。能量脈沖可布置成重復(fù)的序列，并且每個序列的能量脈沖可具有變化的特性。例如，每個能量脈沖序列可包括至少兩個脈沖。另外，變化的特性可以是脈沖能量。圖7示出了用于共同配準成像的IVUS系統(tǒng)的信號處理路徑的ー個實施例的框圖，其中共同配準的圖像包括灰度圖像182和參數(shù)圖像184。參數(shù)圖像184可包括多參數(shù)圖像。在步驟102中選擇并從成像引擎發(fā)出的發(fā)射波形可包括如圖6a和6c所示的單脈沖序列10或成像和參數(shù)成像脈沖序列30。到數(shù)字化步驟116的信號處理路徑類似于用于圖2a所示多頻成像的信號處理路徑。然后，根據(jù)灰度成像路徑160和參數(shù)成像路徑170處理數(shù)字化信號?；叶瘸上衤窂綌?shù)字化數(shù)據(jù)首先在步驟162中進行預(yù)處理。預(yù)處理通常包括帶通濾波和矢量處理技木。預(yù)處理數(shù)據(jù)的包絡(luò)在步驟164被檢測，然后在步驟166中進行后處理。后處理通常包括對數(shù)壓縮和伽瑪校正以生成視覺上吸引人和有用的圖像。然后在步驟168中將后處理后的數(shù)據(jù)從極坐標掃描變換為笛卡爾坐標。參數(shù)成像路徑170的處理階段包括預(yù)處理步驟172、參數(shù)分析步驟174、后處理步驟176和掃描變換步驟178。每個參數(shù)成像處理步驟的具體細節(jié)取決于至少ー個待計算參數(shù)。在本發(fā)明的一個實施例中，生成背向散射積分的參數(shù)圖像。背向散射積分預(yù)處理步驟172包括帶通濾波和矢量處理技木。濾波器通帶可以從換能器的-3dB帶寬確定。步驟174中的背向散射積分參數(shù)分析可包括滑動窗ロ技木?；瑒哟哎砑夹g(shù)是超聲組織表征領(lǐng)域的技術(shù)人員已知的?，F(xiàn)在參見圖8，框圖示出了用于使用滑動窗ロ技術(shù)計算背向散射積分參數(shù)的信號處理階段的一個實施例。首先在步驟502中選擇預(yù)處理后數(shù)據(jù)500的感興趣區(qū)域(ROI)?？梢詫⒅T如漢明窗或漢寧窗的時域窗施加到ROI的每個矢量，以便以降低的頻率分辨率為代價最小化快速傅立葉變換(FFT)頻譜分析中的邊緣不連續(xù)性。ROI包括預(yù)定數(shù)量的矢量和矢量樣本。矢量和矢量樣本的數(shù)量取決于包括矢量密度、采樣率、最優(yōu)ROI大小和信噪比度量的細節(jié)。在本發(fā)明的一個實施例中，系統(tǒng)提供了每幅IVUS圖像1024個矢量的矢量密度和400X IO6個樣本/秒的采樣率。最優(yōu)ROI大小平衡了 ROI的最小徑向延伸與最大信噪比。與徑向延伸相當?shù)腞OI的橫向延伸可有利于后續(xù)的參數(shù)圖像分析。多個矢量也允許信號平均化。此外，所選ROI大小可以是范圍(range)依賴性的，因為物理矢量間距隨范圍而增加。范圍為I. 5mm的7個矢量和32個樣本的ROI大小提供了大約60 μ mX 60 μ m的ROI。該大小可以適合小尺度動脈粥樣硬化病變特征，例如薄纖維帽。在步驟504中，通過計算每個矢量的功率譜然后平均化來計算ROI的平均功率譜。功率譜通常使用FFT技術(shù)計算。平均化通常在對數(shù)(dB)域中進行，但可以在線性域中進行。然后，可以在步驟506中針對系統(tǒng)和換能器影響對平均功率譜進行補償，該影響包括范圍依賴性的靈敏度和頻率依賴性的換能器靈敏度。在步驟508中，將所選帶寬的補償后的平均功率譜值求和，并除以所述所選帶寬，以計算背向散射積分參數(shù)。通過在預(yù)處理后的數(shù)據(jù)500或預(yù)處理后的數(shù)據(jù)的預(yù)定義子集上滑動窗ロ(或R0I)來選擇額外的R0I。選擇ROI的重疊程度以在通過最大化重疊來平滑化參數(shù)圖像與由最小化重疊導(dǎo)致的計算成本之間尋求平衡。對于7個矢量X 32個樣本的ROI大小，滑動窗ロ重疊通常包括沿著矢量在16個樣本(或50%)和24個樣本(或75%)之間以及跨矢量在4個矢量(或大約50%)和6個矢量(或大約85% )之間。當沒有剰余要分析的ROI時，將背向散射積分參數(shù)數(shù)據(jù)發(fā)送到后處理步驟176 (圖7)。步驟176中對于背向散射積分圖像的后處理包括閾值化和伽瑪校正。在本發(fā)明的一個實施例中，將背向散射積分圖像閾值化，以顯示已知具有相對較低背向散射積分值的富脂質(zhì)R0I。在可選實施例中，將背向散射積分圖像在多個水平下閾值化，以區(qū)分多種組織類型。然后，在步驟178中掃描變換后處理后的背向散射積分圖像。然后，在步驟180中同時顯示掃描變換后的灰度圖像和掃描變換后的背向散射積分參數(shù)圖像。灰度圖像可提供較好的結(jié)構(gòu)細節(jié)。背向散射積分參數(shù)圖像可提供較好的斑塊復(fù)合物細節(jié)。此外，將灰度圖像182和背向散射積分參數(shù)圖像184共同配準，因為使用相同超聲數(shù)據(jù)來生成這兩幅圖像。圖9示出了包括四個共同配準的圖像192、194、196、198的顯示190。四個共同配準的圖像可包括至少ー個灰度圖像和至少ー個參數(shù)圖像。在本發(fā)明的一個實施例中，顯示包括40MHz灰度圖像、60MHz灰度圖像和背向散射積分參數(shù)圖像。本發(fā)明有利于在共同配準的圖像之間映射圖像特征。具有較低超聲頻率的IVUS圖像通常提供在血液組織和非血液組織之間較好的對比，而具有較高超聲頻率的IVUS圖像則通常提供較好的動脈粥樣硬化病變的空間分辨率。圖IOa示出了具有較低頻率的第一IVUS圖像300和具有較高頻率的第二 IVUS圖像320。導(dǎo)管掩模(mask) 302、322表示相對于冠狀動脈截面的導(dǎo)管位置。在第一圖像300中標記的腔輪廓308可映射312到第二圖像 320中的腔輪廓328。腔輪廓將血液304與非血液組織分割開。在第一圖像300中標記的脈管輪廓310可映射314到第二圖像320中的脈管輪廓330。腔輪廓308和脈管輪廓310將動脈粥樣硬化斑塊306與其它組織分割開。較高頻率IVUS圖像的映射的輪廓328、330使得能夠進一歩處理動脈粥樣硬化斑塊。圖IOb示出了將在第一圖像340更明顯的特征映射到第二圖像360以及將在所述第二圖像360中更明顯的特征映射到所述第一圖像340。第一圖像可包括灰度圖像，而第二圖像可包括參數(shù)圖像。第一圖像340中的腔輪廓348被映射352到第二圖像360中的腔輪廓368。第二圖像360中的脈管輪廓370和ROI 372被分別映射374、376到第一圖像340中的第二脈管輪廓350和第二 ROI 352。希望本發(fā)明以最小裝置復(fù)雜性提供最佳成像性能和計算效率。圖11示出了用于共同配準成像的IVUS系統(tǒng)的ー個實施例的高層圖示。用于共同配準成像的IVUS系統(tǒng)的以下描述針對用于顯示兩個共同配準的灰度圖像的IVUS系統(tǒng)的情況。該IVUS系統(tǒng)包括兩個圖像3802和3803、成像引擎3804、患者界面模塊(PM) 2000、以及IVUS成像導(dǎo)管1000。IVUS成像導(dǎo)管1000的以下描述針對機械旋轉(zhuǎn)成像芯的情況。成像引擎3804包括顯示引擎3806、DSP引擎3808、發(fā)射(Tx)邏輯3810、發(fā)射緩沖器3812、接收(Rx)信號調(diào)理級3814、以及模數(shù)轉(zhuǎn)換器(ADC) 3816。
DSP引擎3808提供用于實時的、同時的共同配準成像的計算能力。DSP引擎3808將控制信號發(fā)送到發(fā)射邏輯3810，發(fā)射邏輯3810生成模擬發(fā)送脈沖序列。發(fā)送脈沖通過發(fā)射緩沖器3812，然后到達PM 2000。PIM 2000是導(dǎo)管1000和成像引擎3804之間的界面。PIM 2000提供用于發(fā)射換能器激勵能量、接收換能器返回信號并將返回信號發(fā)送到成像引擎3804。返回信號通過接收信號調(diào)理級3814和模數(shù)轉(zhuǎn)換器3816。然后，在DSP引擎3808中處理數(shù)字化的返回信號。圖像數(shù)據(jù)被發(fā)送到顯示引擎3806并流化，以用于實時同時顯示共同配準的圖像3802、3803。圖12示出了成像引擎3100的物理配置的一個實施例。成像引擎3100進行所有圖像生成、顯示和整個系統(tǒng)的控制。成像引擎3100可包括通用處理單元3500、DSP模塊3600和接ロ板3700。通用處理單元3500可包括中央處理單元(CPU) 3502、存儲控制器3504、動態(tài)隨機存取存儲器(DRAM) 3506、數(shù)字總線接ロ 3508和外圍設(shè)備控制器3510。DSP模塊3600可包括DSP引擎3610、發(fā)射邏輯電路3612、數(shù)模轉(zhuǎn)換器(DAC) 3620、模數(shù)轉(zhuǎn)換器(ADC) 3630和采樣時鐘3640。高速數(shù)字總線3512將數(shù)字總線接ロ 3508連接到DSP引擎3610。接ロ板3700可包括發(fā)射緩沖器3702、時間增益補償(TGC)放大器3704和抗混疊低通濾波器(LPF) 3706。DSP引擎3610控制發(fā)射邏輯電路3612，以將模擬發(fā)射信號發(fā)送到發(fā)射緩沖器3702。模擬發(fā)射信號可包括脈沖，其中脈沖可包括至少ー個矩形脈沖。模擬發(fā)射信號從接ロ板3700發(fā)送到PM。DSP引擎3610還生成數(shù)字TGC信號，該信號被DAC 3620轉(zhuǎn)換為模擬TGC信號。模擬TGC信號提供施加到從PIM接收的信號的、TGC放大3704的電平。低通濾波器3706使TGC-放大后的信號中的混疊最小化。抗混疊的TGC放大后的返回信號被數(shù)字化，然后由DSP引擎3610處理以用于共同配準成像。采樣時鐘3640使ADC(或數(shù)字化儀)3630和DSP引擎3610同步。共同配準的圖像從DSP引擎3610流送到通用處理單元3500以用于顯示圖像?，F(xiàn)在參見圖13-17，DSP弓丨擎3610可包括不同形式的信號處理器。圖13-15示出了 DSP引擎3610的圖，其包括現(xiàn)場可編程門陣列(FPGA) 3902、DSP芯片3904和隨機存取存儲器(RAM) 3906、或特定用途集成電路(ASIC) 3908。DSP引擎還可包括多個信號處理器。圖16示出了 DSP引擎3610的圖示，其包括第一 FPGA 3910和第二 FPGA 3912。圖17示出了DSP引擎3610的圖示，其包括CPU和RAM模塊的大規(guī)模并行處理器陣列(MPPA) 3914。最高性價比和計算效率高的信號處理器將取決于具體應(yīng)用。現(xiàn)場可編程門陣列常常用于IVUS成像系統(tǒng)。圖18示出了用于共同配準的多頻成像的信號處理路徑，該信號處理路徑提供用于優(yōu)化共同配準的灰度成像性能，同時使裝置成本和復(fù)雜性最小化。以下描述針對如圖6b所示的交替的發(fā)送脈沖序列20的情況，其中第一脈沖序列Xl具有較低的成像頻率，以及第ニ脈沖序列X2具有較高的成像頻率。交替的脈沖序列20相比圖6a所示單脈沖序列10的潛在優(yōu)點是，可以針對多頻處理的所選通帶増加或減少發(fā)射的能量。調(diào)節(jié)發(fā)射能量的能力可能有益于同時顯示的共同配準的圖像的圖像質(zhì)量。接收的信號在步驟300中從模擬轉(zhuǎn)換為數(shù)字(A/D)。數(shù)字化信號在步驟302中預(yù)處理，其中預(yù)處理通常包括帶通濾波和矢量處理技木。預(yù)處理的具體形式取決于發(fā)射信號 為Xl脈沖還是X2脈沖。數(shù)字復(fù)用器330接收第一組預(yù)處理系數(shù)332和第二組預(yù)處理系數(shù)334。預(yù)處理系數(shù)包括用于帶通濾波的濾波器系數(shù)。矢量處理控制器320確定哪ー組預(yù)處理系數(shù)將用于預(yù)處理。在步驟304中，檢測預(yù)處理后的信號的包絡(luò)。矢量處理控制器320確定數(shù)字復(fù)用器340選擇第一組檢測系數(shù)342還是第二組檢測系數(shù)344來檢測處理。然后，在步驟306中后處理檢測到的信號，其中后處理通常包括對數(shù)壓縮和伽瑪校正以生成視覺上吸引人和有用的圖像。然后在步驟308中將后處理后的信號從極坐標掃描變換為笛卡爾坐標。然后，在步驟310中同時顯示低頻掃描變換圖像312和高頻掃描變換圖像314。低頻圖像可提供在血液組織和非血液組織之間較好的對比以有利于腔邊界檢測。高頻圖像可提供較好的病變特征的空間分辨率。低頻掃描變換圖像312和高頻掃描變換圖像314被共同配準，因為當使用交替的發(fā)送脈沖序列時基本上同時獲取這兩組圖像數(shù)據(jù)。在另ー個實施例中，交替的發(fā)送脈沖序列可包括交替的幾組脈沖。脈沖序列可包括交替的幾組Xl和X2脈沖序列，其中每組Xl和X2脈沖包括至少兩(2)個脈沖。在Xl圖像和X2圖像的獲取之間的時間延遲將比較大，但可能存在Xl和X2脈沖序列之間的交替更少的優(yōu)點。圖18所示信號處理路徑的關(guān)鍵優(yōu)點是只需要ー個數(shù)字化儀。此外，數(shù)字信號處理可以在單個FPGA中進行。更進一歩地，多頻處理可在不復(fù)制信號處理級的情況下進行。本發(fā)明的重要方面是使用用于共同配準成像的IVUS系統(tǒng)，其包括成像引擎、患者界面模塊和IVUS導(dǎo)管。成像引擎可包括通用處理單元、DSP模塊和接ロ板。DSP模塊包括模數(shù)轉(zhuǎn)換器和DSP引擎。DSP引擎可包括FPGA、DSP芯片或ASIC。DSP引擎可替代地包括多個FPGA或CPU和RAM模塊的大規(guī)模并行處理陣列。本發(fā)明的另ー個重要方面是使用IVUS導(dǎo)管，該導(dǎo)管包括具有高靈敏度的寬帶(> 50%的分數(shù)帶寬)超聲換能器，其中可使用高通帶和低通帶兩者來生成灰度圖像。低通帶和高通帶中心頻率可分別包括40MHz和60MHz、30MHz和50MHz、25MHz和40MHz、以及具有不同頻率間距的其它組合。本發(fā)明的又ー個重要方面是使用可編程發(fā)送脈沖序列。發(fā)送脈沖序列可包括單脈沖成像序列、交替的低頻成像序列和高頻成像序列、或交替的成像序列和參數(shù)成像序列。本發(fā)明的再ー個重要方面是顯示包括至少ー個灰度圖像的至少兩(2)個共同配準的圖像。共同配準的圖像還可包括至少ー個參數(shù)圖像。本發(fā)明的又ー個重要方面是在共同配準的圖像之間圖像特征的映射，其中圖像特征包括輪廓和感興趣區(qū)域。還希望為具有植入支架的冠狀動脈的成像提供改善的對比分辨率。檢測和測量支架愈合或冠狀動脈支架筋上早期新組織生長的能力尤其相關(guān)。圖19示出了發(fā)生狹窄的冠狀動脈400的橫截面的圖示。冠狀動脈包括充盈血的腔402、內(nèi)膜斑塊層404、中層406和外膜層408。腔通常具有小于4mm2的橫截面積。圖20示出了與圖19中相同的冠狀動脈400在植入支架之后的圖示。支架筋410定位在腔-斑塊邊界附近。支架提供用于增加的腔橫截面積，以使得能夠改善通過動脈的血流。圖21示出了帶支架的冠狀動脈的橫向IVUS圖像420，該圖像用具有大致大于50V的振幅的高發(fā)射能量脈沖獲取。橫向IVUS圖像420包括導(dǎo)管掩模(mask)422，以指示IVUS導(dǎo)管相對于冠狀動脈的位置。IVUS圖像420進ー步顯示來自充盈血的腔424、新組織生長426、內(nèi)膜斑塊層428、中層430和外膜層432的超聲反射。新組織生長426是支架愈合過、程的結(jié)果。藥物洗脫支架的未覆蓋的筋被視為后期支架血栓形成的不利事件的因素。橫向IVUS圖像420進ー步包括來自支架筋434的明顯較強的超聲反射以及所謂的支架開花狀偽影436。支架開花狀偽影可由作為IVUS系統(tǒng)一部分的接收側(cè)電子器件的飽和導(dǎo)致，并且特征性地出現(xiàn)在遠離導(dǎo)管掩模422的支架筋434 —側(cè)上。支架反射434和支架開花狀偽影436的組合厚度通常顯著大干支架筋的物理厚度，該物理厚度為大約100微米或更小。支架開花狀偽影436降低圖像質(zhì)量。通過充分減少發(fā)送脈沖的能量以避免IVUS系統(tǒng)的接收側(cè)電子器件的飽和，可防止支架開花狀偽影。在本發(fā)明的一個實施例中，可使用包括高發(fā)射能量脈沖、中發(fā)射能量脈沖和低發(fā)射能量脈沖的三脈沖序列來可視化新組織生長，提供超聲能量向冠狀動脈內(nèi)的充分穿透，并且防止支架開花狀偽影。圖22示出了高能量發(fā)射脈沖XH、中能量發(fā)射脈沖XM和低能量發(fā)射脈沖XL的重復(fù)脈沖序列22。圖21所示橫向IVUS圖像420用高發(fā)射能量脈沖來獲取，并且使得能夠可視化新組織生長和超出中層430的穿透。圖23示出了與圖21所示相同的帶支架冠狀動脈的橫向IVUS圖像440，但該圖像用具有比高發(fā)射能量脈沖的振幅小的振幅的中發(fā)射能量脈沖來獲取。橫向IVUS圖像440包括導(dǎo)管掩模422，以指示IVUS導(dǎo)管相對于冠狀動脈的位置。IVUS圖像440進ー步顯示來自充盈血的腔424、新組織生長426和內(nèi)膜斑塊層428的超聲反射。橫向IVUS圖像440進ー步包括來自支架筋442的超聲反射和支架開花狀偽影444。圖24示出了與圖21所示相同的帶支架冠狀動脈的橫向IVUS圖像450，但該圖像用具有比高發(fā)射能量脈沖的振幅小的振幅的低發(fā)射能量脈沖來獲取。橫向IVUS圖像450包括導(dǎo)管掩模422，以指示IVUS導(dǎo)管相對于冠狀動脈的位置。IVUS圖像440進ー步顯示來自新組織生長426和內(nèi)膜斑塊層428的部分的超聲反射。橫向IVUS圖像440進ー步包括來自支架筋454的超聲反射。由于脈沖的低發(fā)射能量水平，將不存在支架開花狀偽影，并且可能無法可視化諸如中層和外膜層的冠狀動脈的更遠部分。脈沖的低發(fā)射能量水平可降低檢測和可視化來自充盈血的腔的小超聲反射的能力。高發(fā)射能量IVUS圖像、中發(fā)射能量IVUS圖像和低發(fā)射能量IVUS圖像可通過使用重復(fù)的高發(fā)射能量脈沖、中發(fā)射能量脈沖和低發(fā)射能量脈沖的序列來共同配準?，F(xiàn)在參見圖25，可進ー步處理高發(fā)射能量IVUS圖像460，以包括用高發(fā)射能量脈沖來可視化的更深組織，例如中層430和外膜432?，F(xiàn)在參見圖26，可進ー步處理中發(fā)射能量IVUS圖像470，以從圖像中移除包括支架和支架開花狀偽影的圖像的部分472。現(xiàn)在參見圖27，可進ー步處理低發(fā)射能量IVUS圖像480，以包括新組織生長426和僅僅映射到包括支架和支架開花狀偽影472的、中發(fā)射能量IVUS圖像470的部分的那些部分454、472?，F(xiàn)在參見圖28，可以將進一步處理后的高發(fā) 射能量IVUS圖像460、進ー步處理后的中發(fā)射能量IVUS圖像470和進ー步處理后的低發(fā)射能量IVUS圖像480組合成合成圖像490，該合成圖像490可視化支架筋454上的新組織生長426，可視化超出且包括中層430的組織，并且避免支架開花狀偽影。圖29示出了從使用高發(fā)射、中發(fā)射和低發(fā)射能量脈沖獲取的圖像生成合成圖像的信號處理路徑的ー個實施例。以下描述針對如圖22所示的發(fā)射脈沖序列22的情況，其中第一脈沖XH具有高發(fā)射能量，第二脈沖XM具有中發(fā)射能量，并且第三脈沖XL具有低發(fā)射能量。在步驟550中選擇通常存儲在成像引擎內(nèi)的高發(fā)射能量、中發(fā)射能量或低發(fā)射能量波形。然后，在步驟552中由發(fā)射脈沖器生成發(fā)射波形。在步驟554中，將發(fā)射波形經(jīng)發(fā)射/接收(T/R)開關(guān)發(fā)送到超聲換能器1100。換能器可在IOMHz至80MHz的頻率范圍內(nèi)エ作，對于冠狀動脈內(nèi)成像通常在20MHz和60MHz之間。換能器發(fā)出超聲壓カ場1110以對冠狀動脈進行聲穿透。一些超聲能量被背向散射并由換能器接收。接收的超聲在步驟554中通過T/R開關(guān)并在步驟556中通過旋轉(zhuǎn)耦合器。旋轉(zhuǎn)耦合器可以是電感式旋轉(zhuǎn)耦合器或液體金屬旋轉(zhuǎn)耦合器。旋轉(zhuǎn)耦合器將導(dǎo)管的機械旋轉(zhuǎn)的成像芯與患者界面模塊的非旋轉(zhuǎn)電子器件接合。然后，在步驟558中將增益施加到接收的信號。接下來，在步驟560中將高通濾波器施加到放大后的信號。在步驟562中將時變增益施加到高通濾波后的信號。由于當信號進ー步傳播到冠狀動脈內(nèi)時超聲信號的衰減增加，因此提供了時間增益補償。接下來，在步驟564中將抗混疊低通濾波器施加到信號，然后在步驟566中將信號數(shù)字化。數(shù)字化信號在步驟568中預(yù)處理，其中預(yù)處理通常包括帶通濾波和矢量處理技木。預(yù)處理的具體形式取決于發(fā)射信號為高發(fā)射能量脈沖XH還是低發(fā)射能量脈沖XL。數(shù)字復(fù)用器584接收第一組預(yù)處理系數(shù)PH 584、第二組預(yù)處理系數(shù)PM 585和第三組預(yù)處理系數(shù)PL 586。預(yù)處理系數(shù)包括用于帶通濾波的濾波系數(shù)。矢量處理控制器580確定哪ー組預(yù)處理系數(shù)將用于預(yù)處理。在步驟570中，檢測預(yù)處理后的信號的包絡(luò)。矢量處理控制器580確定數(shù)字復(fù)用器588是選擇第一組檢測系數(shù)DH 590、第二組檢測系數(shù)DM 585還是第三組檢測系數(shù)DL 592以用于檢測處理。然后，在步驟572中后處理檢測到的信號，其中后處理通常包括對數(shù)壓縮和伽瑪校正以生成視覺上吸引人和有用的圖像。然后，可以在步驟574中將后處理后的信號從極坐標掃描變換為笛卡爾坐標。然后，在步驟576中將高發(fā)射能量、中發(fā)射能量和低發(fā)射能量掃描變換后的圖像組合成合成圖像。三個圖像組合或融合成單個合成圖像通過選擇每個獨立圖像的動態(tài)范圍的一部分來實現(xiàn)。這樣，合成圖像可具有比任何單個圖像更寬的動態(tài)范圍。合成圖像可接著被壓縮以滿足顯示裝置的參數(shù)。合成圖像包括在支架筋上的新組織生長和超出且包括中層的組織。合成圖像進一歩避免支架開花狀偽影。獨立的高發(fā)射能量、中發(fā)射能量和低發(fā)射能量圖像可首先在后處理期間對準以最小化運動偽影。此外，可以在運動相對很少的一段時間內(nèi)例如心動周期的舒張末期獲取圖像，以使運動偽影進ー步最小化。通過最小化所獲取數(shù)據(jù)的深度或范圍以最小化脈沖發(fā)送之間的時間，可以使運動偽影進ー步最小化。雖然已經(jīng)示出和描述了本發(fā)明的具體實施例，但可以進行修改，并且因此而意圖在所附權(quán)利要求中涵蓋落在本發(fā)明的真實精神和范圍內(nèi) 的所有這樣的更改和修改。
權(quán)利要求
1.一種血管內(nèi)超聲成像系統(tǒng)，包括 導(dǎo)管，所述導(dǎo)管包括具有遠端的細長主體和成像芯，所述成像芯布置成插入所述細長主體內(nèi)，所述成像芯布置成發(fā)射超聲能量脈沖和接收反射的超聲能量脈沖；和 成像引擎，所述成像引擎偶聯(lián)到所述成像芯并布置成為所述成像芯提供能量脈沖以引起所述成像芯發(fā)射所述超聲能量脈沖，能量脈沖布置成重復(fù)的序列，并且其中每個序列的所述能量脈沖具有變化的特性。
2.根據(jù)權(quán)利要求I所述的系統(tǒng)，其中每個能量脈沖的序列包括至少兩個脈沖。
3.根據(jù)權(quán)利要求I所述的系統(tǒng)，其中每個能量脈沖的序列包括三個脈沖。
4.根據(jù)權(quán)利要求3所述的系統(tǒng)，其中所述三個脈沖中的第一個具有高能量特性，其中所述三個脈沖中的第二個具有中能量特性，并且其中所述三個脈沖中的第三個具有低能量特性。
5.根據(jù)權(quán)利要求I所述的系統(tǒng)，其中所述變化的特性為脈沖能量。
6.根據(jù)權(quán)利要求I所述的系統(tǒng)，其中所述變化的特性為頻率。
7.根據(jù)權(quán)利要求I所述的系統(tǒng)，其中所述變化的特性為帶寬。
8.根據(jù)權(quán)利要求I所述的系統(tǒng)，其中所述成像引擎包括處理圖像幀中反射的超聲能量脈沖的處理器和檢測所反射的超聲能量脈沖中的所述變化的特性的檢測器，并且其中所述成像引擎根據(jù)檢測的所述變化的特性處理幀。
9.根據(jù)權(quán)利要求8所述的系統(tǒng)，其中所述成像引擎布置成僅處理具有共有的檢測的特性的、反射的超聲能量脈沖。
10.根據(jù)權(quán)利要求8所述的系統(tǒng)，其中所述成像引擎進一步布置成基于反射的超聲能量脈沖的所述序列的所述變化的特性提供合成圖像。
11.根據(jù)權(quán)利要求I所述的系統(tǒng)，其中所述成像引擎包括處理分離的圖像幀中的所反射的超聲能量脈沖的處理器，每個圖像幀對應(yīng)于相應(yīng)不同的能量脈沖特性，并且其中所述成像引擎提供用于同時顯示所述分離的圖像幀的顯示信號。
12.—種方法，所述方法包括 提供導(dǎo)管，所述導(dǎo)管包括具有遠端的細長主體和成像芯，所述成像芯布置成插入所述細長主體內(nèi)，所述成像芯布置成發(fā)射超聲能量脈沖和接收反射的超聲能量脈沖；以及 為所述成像芯提供能量脈沖以引起所述成像芯發(fā)射所述超聲能量脈沖，其中能量脈沖布置成重復(fù)的序列，并且其中每個序列的所述能量脈沖具有變化的特性。
全文摘要
一種血管內(nèi)超聲成像系統(tǒng)包括導(dǎo)管，該導(dǎo)管包括具有遠端的細長主體和布置成插入細長主體內(nèi)的成像芯。成像芯布置成發(fā)射超聲能量脈沖并接收反射的超聲能量脈沖。所述系統(tǒng)還包括成像引擎，該成像引擎偶聯(lián)到成像芯并布置成為成像芯提供能量脈沖以引起成像芯發(fā)射超聲能量脈沖。能量脈沖布置成重復(fù)的序列，并且每個序列的能量脈沖具有變化的特性。反射的脈沖可被處理以提供由各個不同的特性導(dǎo)致的圖像的合成圖像。
文檔編號A61B8/12GK102665569SQ201080046003
公開日2012年9月12日 申請日期2010年10月12日 優(yōu)先權(quán)日2009年10月12日
發(fā)明者J·史蒂夫·雷諾茲, 唐納德·馬斯特斯, 托馬斯·C·摩爾, 肯德爾·R·沃特斯, 迪尤·H·拉姆 申請人:硅谷醫(yī)療器械有限公司