本專利申請要求于2014年4月11日遞交的美國臨時申請序列號為61/978,222的優(yōu)先權，以引用方式將其全部并入本文。

技術領域

本公開涉及醫(yī)學器械，并且更具體地，涉及一種使用利用相同互連(跡線)并聯(lián)連接的多個超聲傳感器在超聲引導下跟蹤設備的尖端的系統(tǒng)和方法。

背景技術：

在超聲成像中，由于將射束反射遠離成像探頭的探針表面的鏡面特性，探針的可視性通常非常差。為了解決這個問題，一些探針制造商已經(jīng)生產(chǎn)出具有特殊回波涂層的探針，但可視化的改善是有限的。超聲成像系統(tǒng)制造商已經(jīng)開發(fā)出了使用來自不同角度的多個成像射束的算法，但改善是有限的，并且這種策略主要僅適合于線性陣列。當探針垂直于成像平面插入時或者探針路徑具有相對于成像平面的小的偏移時，兩種策略都是沒有幫助的。

已經(jīng)提出以使諸如探針以及導管的介入工具的尖端可視化的一種解決方案是在工具的尖端附近增加超聲接收器。當成像射束掃過視場時，來自傳感器的信號指示射束到達傳感器有多近。該信息被用于以超過0.5mm的位置精確度計算相對于超聲圖像的傳感器位置，甚至是探針在超聲圖像中不可見的條件下。傳感器需要不干擾設備(例如，自動活檢設備)的功能，即，不阻塞管腔、不干擾機器等。

技術實現(xiàn)要素：

根據(jù)本發(fā)明原理，一種醫(yī)學設備包括細長體和在沿所述細長體的多個縱向位置處在細長體上共形地形成的多個傳感器。多個傳感器被配置為根據(jù)探測到的用于成像系統(tǒng)的能量生成信號。單個電跡線連接至所述多個傳感器中的每個，所述多個傳感器并聯(lián)連接以形成所述沿細長體的傳感器陣列。

另一醫(yī)學設備包括細長體和在沿所述細長體的多個縱向位置處在所述細長體上共形地形成的三個或更多個傳感器。所述三個或更多個傳感器通過間隙與相鄰傳感器間隔開。每個間隙具有距離，所述距離被配置為協(xié)助計算哪個傳感器接收了測量信號。所述三個或更多個傳感器被配置為根據(jù)探測到的用于成像系統(tǒng)的能量來生成信號。電跡線連接至所述三個或更多個傳感器。所述三個或更多個傳感器被并聯(lián)連接以形成沿細長體的傳感器陣列。

一種用于確定解釋在醫(yī)學設備中接收到的信號的方法包括：提供具有細長體的醫(yī)學設備，多個傳感器在沿所述細長體的多個縱向位置處在細長體上共形地形成，電跡線連接至所述多個傳感器，多個傳感器并聯(lián)連接以形成沿所述細長體的傳感器陣列；由成像系統(tǒng)在位置處生成信號；由所述多個傳感器接收所述信號；并且，通過采用在所述多個傳感器之間的可變間距和多個傳感器的幾何位置將由所述多個傳感器接收到的信號分離，以確定哪個傳感器接收到了哪些信號。

本公開的這些及其他目的、特征和優(yōu)點將從與附圖結合閱讀的示意性實施例的以下詳細描述中變得顯而易見。

附圖說明

參考以下附圖，本公開將詳細地呈現(xiàn)對優(yōu)選實施例的以下描述，其中：

圖1A是示出了根據(jù)本原理的多個傳感器將被形成的探針的視圖；

圖1B是示出了根據(jù)本原理的具有形成在其上的共聚物(壓電聚合物)的圖1A的探針的視圖；

圖1C是示出了根據(jù)本原理的具有形成在其上的介電層(絕緣體)的圖1B的探針的視圖；

圖1D是示出了根據(jù)本原理的具有形成在共聚物上的頂電極和形成在介電層上的單跡線的圖1C的探針的視圖；

圖1E是示出了根據(jù)本原理的具有形成在跡線上的另一介電層(絕緣體)的圖1D的探針的視圖；

圖1F是示出了根據(jù)本原理的具有形成在其上的傳導屏蔽的圖1E的探針的視圖；

圖2是示出了根據(jù)本原理形成三個或更多個傳感器的探針的側面示意圖；以及

圖3是示出了根據(jù)范例性實施例的用于分離由具有多個傳感器的醫(yī)學設備接收到的信號的方法的流程圖。

具體實施方式

根據(jù)本原理，提供用于通過將小的超聲接收器附接至設備上在超聲引導下跟蹤探針(或其它設備)的系統(tǒng)、設備和方法。本原理提供一種探針、設備或系統(tǒng)，其包括以非常低的每一設備成本的兩個或更多個低輪廓傳感器，并且允許縮放以進行批量生產(chǎn)來保持低成本。

從探針上的單個傳感器產(chǎn)生所有信號創(chuàng)建沿探針的傳感器與集線器端部部分(近端部分)上的連接結構之間的更復雜的互聯(lián)。如果采用低成本的壓電材料時尤其如此，這是因為每個傳感器需要其自身的帶狀線互連，以避免傳感器之間的嚴重串擾。

為了避免這種復雜性并降低探針的制造成本，使用單一共享信號跡線將傳感器連接在一起(并聯(lián))。當成像射束擊中傳感器中的一個時，將會觀察到強信號。因此，當探針大致在成像平面內(nèi)時，應當在成像幀的進程上觀察到強信號。射束掃描順序的知識允許確定哪個強信號被哪個傳感器接收到。

在特別有用的實施例中，單一信號跡線由沿著探針或其他設備的多個傳感器共享。射束掃描模式的知識被用于分離出單個傳感器信號。

超聲傳感器可以在探針或其他設備上形成，并且可以使用壓電聚合物(例如聚偏二氟乙烯(PVDF)或聚偏二氟乙烯及三氟乙烯(P(VDF-TrFE)))來制造。P(VDF-TrFE)，其能夠溶于丙酮，并通過蒸發(fā)處理被應用于探針。傳感器是高阻抗的，并且能夠被個體地建模為與小電容(例如，2.2pF)串聯(lián)的電壓源。這種傳感器對于電互連的電容負載是非常敏感的，并且特定的電容消除電子器件(類似于，例如，驅(qū)動屏蔽技術)能夠被采用，以避免大的信號損失。攜帶信號的線優(yōu)選被屏蔽(例如，包括在導體周圍的電屏蔽)。這可以使用帶狀線配置來實現(xiàn)。

應當理解，將在醫(yī)學器械的方面對本發(fā)明進行描述；然而，本發(fā)明的教導是更為廣泛的，并且可應用于能夠接受低輪廓傳感器的任何儀器。在一些實施例中，本原理被用于跟蹤或分析復雜的生物或機械系統(tǒng)中。具體地，本原理可應用于生物系統(tǒng)的內(nèi)部跟蹤程序，并且可應用于在諸如肺、胃-腸道、排泄器官、血管等身體的所有區(qū)域中的程序。在附圖中所描繪的元件可以以硬件和軟件的各種組合來實現(xiàn)，并提供可以在單個或多個元件中組合的功能。

此外，本文中記載本發(fā)明的原理、各個方面和實施例及其特定范例的所有表述意為涵蓋其結構和功能等效方案。此外，其意圖是這樣的等效方案包括當前已知的等效方案以及在將來開發(fā)的等效方案(即，執(zhí)行相同功能所開發(fā)的任何元件，但不管結構如何)。因此，例如，本領域普通技術人員應當理解，本文中所提出的方框圖表示體現(xiàn)本發(fā)明的原理的示意性系統(tǒng)部件和/或電路的概念視圖。同樣地，應當理解，任何流程圖、示意圖和類似物能夠表示各種程序，所述各種程序可以實質(zhì)上被表示在計算機可讀存儲介質(zhì)中并由計算機或處理器來執(zhí)行，無論這樣的計算機或處理器是否被明確示出。

還應當理解，當諸如層、區(qū)域或材料的元件被稱為處于在另一個元件“上”或“上方”時，其能夠是直接在另一元件上或也可能存在中間元件。相反，當元件被稱為處于“直接在另一元件上”或“直接在另一元件上方”時，不存在中間元件。還應當理解，當元件被稱為“被連接”或“被耦合”至另一元件時，其能夠是直接連接或耦合至另一元件或者也可能存在中間元件。相反，當元件被稱為“被直接連接”或“被直接耦合”至另一元件時，不存在中間元件。

說明書中對本原理的“一個實施例”或“實施例”及其其它變型的引用，意味著與該實施例相結合描述的特定的特征、結構、特性等被包括在本原理的至少一個實施例中。因此，在整個說明書中不同位置出現(xiàn)的“在一個實施例中”或“在實施例中”的短語以及任何其他變型的出現(xiàn)不一定全部涉及相同實施例。

應當理解，任何以下的“/”、“和/或”以及“至少一個”的使用，例如，在“A/B”、“A和/或B”以及“A和B中的至少一個”的情況下，意在涵蓋僅選擇第一個列出的選項(A)、或者僅選擇第二個列出的選項(B)、或者選擇兩個選項(A和B)。作為其他范例，在“A、B和/或C”和“A、B、C中的至少一個”的情況下，這種短語意在涵蓋僅選擇第一個列出的選項(A)、或者僅選擇第二個列出的選項(B)、或者僅選擇第三個列出的選項(C)、或者僅選擇第一和第二列出的選項(A和B)、或者僅選擇第一和第三列出的選項(A和C)、或者僅選擇第二和第三列出的選項(B和C)、或者選擇所有三個選項(A和B和C)。如本領域和相關領域技術人員容易理解的，這可以針對所列出的許多項來進行擴展。

現(xiàn)在參考附圖，在附圖中，類似附圖標記表示相同或相似的元件，從圖1A-1F開始，示出了在探針14的尖端12上的多個環(huán)狀傳感器10的制造的透視圖根據(jù)一個實施例被示意性地示出。在裸露的探針14(圖1A)上，共聚物(壓電)層20被沉積(圖1B)在傳感器10將要被形成的區(qū)域上方。應用介電層16(圖1C)，間隙、部分或空間17保持開放，傳感器10將被形成于其中。形成針對傳感器10的頂電極22和連接跡線24(圖1D)。在圖1E中，形成另一介電層26，在圖1F中應用傳導外部屏蔽28。

參考圖1A，探針14在傳感器10的形成之前被描繪出來。探針14優(yōu)選包括金屬，諸如不銹鋼，但也可以采用其他在外科手術中可兼容的材料。

參考圖1B，探針14的尖端部分(遠端部分)被涂覆具有壓電共聚物20。這可以通過采用浸涂處理或添加材料處理來實現(xiàn)(例如，蒸發(fā)或其他沉積方法)。金屬探針14現(xiàn)在用作針對共聚物傳感器10的底電極。在一個實施例中，共聚物包括P(VDF-TrFE)材料，但是也可以采用其它合適的材料。

參考圖1C，介電層或絕緣體16被沉積或印刷在探針14上。絕緣體16可以包括粘附至探針14的任何合適介電材料。絕緣體16可以是大約25-50微米厚，但是也可以采用其他厚度。絕緣體16被沉積在探針14上，而沒有覆蓋部分17，優(yōu)選地靠近尖端區(qū)域，并且與尖端區(qū)域距離預先確定的接近距離。這可以以多種方式來實現(xiàn)。例如，部分可以被掩模，并且部分17中的材料可以被蝕刻掉。

參考圖1D，應用頂電極22和連接至頂電極22的信號跡線24。頂電極22在末端部分處被形成在共聚物20上方，并且跡線24被形成在絕緣體16的部分上方。頂電極22通過跡線24被連接在一起。頂電極22因此以并聯(lián)配置連接。跡線24可以沿著探針14(在絕緣體16上)近似連續(xù)，并連接至集線器觸點或焊盤(未示出)，這也可以使用與頂電極22和跡線24的相同處理來形成。頂電極22、集線器觸點和跡線24可以使用導電油墨印刷。也可以采用其他處理，諸如，掩模的蒸汽沉積或蒸汽沉積和蝕刻。用于頂電極22、集線器觸點和跡線24的材料還可以包括沉積金屬，諸如銀、金等。頂電極22、集線器觸點和跡線24可以具有小于1微米到幾微米的厚度。

參考圖1E，另一絕緣體26被形成在跡線24和絕緣體層16上方。這種絕緣體26可以通過浸涂從探針14的近端產(chǎn)生。絕緣體26被沉積或印刷在探針14上。絕緣體26可以包括粘附至底層材料的任何合適的介電材料。絕緣體26可以是大約25-50微米厚，但也可以采用其他厚度。絕緣體26未被形成在最末端的頂電極22上方。

參考圖1F，傳導屏蔽28被應用在絕緣體26上方。傳導屏蔽28可以通過在導電性油墨中的蒸汽沉積或浸涂來產(chǎn)生。需要加以注意的是，不要覆蓋尖端(探針14的遠端部分)。當探針14和外屏蔽28形成驅(qū)動屏蔽時它們被耦合在一起。為了使頂電極22與周圍環(huán)境電絕緣，并確保生物相容性，整個探針能夠覆蓋有，例如聚對二甲苯或其它外介電材料(未示出)。如果聚對二甲苯涂層(外電介質(zhì))極其薄，可以存在從頂電極22到身體(探針14將被插入其中)以及從身體至外屏蔽28的電容耦合。利用導電的身體，這能夠創(chuàng)建穿過傳感器10的分流路徑，并因此形成低通濾波器。需要加以注意的是，截止頻率顯著地高于感興趣超聲頻率。備選地，介電質(zhì)26和外屏蔽28能夠被制造為在尖端上方穿過，從而使最遠端的頂電極22絕緣(但當聲波必須穿過它時可能略微降低靈敏度)。通過適當?shù)剡x擇聲學特性和厚度，外介電質(zhì)(和/或絕緣體26)可以用作聲學匹配層。

對于例如絕緣體16、26和其他外部介電質(zhì)的介電層，有利的是選擇具有相對低介電常數(shù)的材料。例如，可以選擇介電常數(shù)約為2.1的聚四氟乙烯(PTFE)。然而，PTFE對其它材料的粘附度可能是一個問題。也可以采用其他材料，諸如生物相容的聚丙烯(介電常數(shù)2.2)。許多塑料/聚合物具有接近3.0的介電常數(shù)，并且也可以被采用。聚氨酯具有略高的3.5的值，并且對在本應用中使用是具有吸引力的，這是因為存在醫(yī)用級的版本(用于涂布植入式起搏器)。此外，聚氨酯提供了具有高的平滑度和耐用性的對許多材料的粘附度，并且能夠使用適當?shù)娜軇┍怀练e在薄層中。還可以使用其他材料。

由于傳感器10與其背襯材料(例如，壓電材料)之間的強阻抗差，傳感器10提供最大的傳感器靈敏度。提供窄的跡線24，其使傳感器10的電容負載最小化。薄的互連跡線24類似于帶狀線配置被屏蔽，以被優(yōu)化用于低電容。傳感器10能夠是對于注射噪聲更敏感的，與組織(當充滿液體或管心針時)電接觸的探針14是互連的一部分。

傳感器10可以包括成型在探針14上的P(VDF-TrFE)共聚物環(huán)20。集線器觸點或焊盤(未示出，參見圖2)連接頂電極22，并被形成在集線器端部(近端部分)處，并提供低成本的一次性連接。專用電子設備能夠被提供以降低由于互連的電容負載引起的信號損失。

多個傳感器10被提供在同一探針14上并共享公共跡線24。盡管描繪了兩個傳感器10，但沿探針14或其它設備可以形成兩個以上的傳感器10。這允許對探針的取向以及探針尖端的位置的確定，而無需將傳感器非?？拷舛朔胖谩；趤碜远鄠€傳感器10的信號計算尖端位置應當也提高了測量精確度，并且提供對測量的置信度的指示。成本是一種稍微更復雜的制造處理和由于多個傳感器的額外電容負載引起的信號的輕微損失。

當探針14緩慢地插入到超聲換能器(發(fā)射器)或探頭的成像平面中時，首先僅在探針14尖端處的傳感器10(最遠端傳感器10)將在成像平面內(nèi)，并且單個大信號由針對每個成像幀的最遠端傳感器10來接收。該信號與在尖端處的環(huán)狀傳感器10(例如，最遠端的傳感器10)相關聯(lián)?，F(xiàn)在，當探針14被推動更深時，該信號的時間偏移能夠被跟蹤，并且該信號與尖端傳感器10之間的關聯(lián)性能夠被保持。當?shù)诙€傳感器10進入成像平面，并且第二信號開始出現(xiàn)時，該信號來自更接近于集線器端部(近端)的傳感器10。該信號現(xiàn)在也能夠逐幀被跟蹤，以保持該峰值與集線器側傳感器之間的關聯(lián)性。

備選地，能夠采用一些物理特性或假設來分離出信號。在大多數(shù)應用中，探針14將相對靠近換能器的足跡(footprint)被插入，并且其取向?qū)⒕哂醒爻上裆涫较虻姆至?。當兩個信號在幀的進程上被接收時，能夠假定尖端傳感器信號更遠離探頭(換能器)，然后是集線器側傳感器信號。因此，具有相對于行觸發(fā)的較長延遲的信號是屬于尖端傳感器10的信號。

參考圖2，具有由單個跡線124連接的多個傳感器110、112、114的探針102的示意性側視圖根據(jù)一個實施例被示出。盡管示出了三個傳感器110、112、114，更大數(shù)量的傳感器也能夠被連接至單個跡線124。如上所述的相同方法能夠被用于分離出信號。

此外，存在可以用于分離信號的其他機制。例如，如果傳感器是根據(jù)特定距離或比率間隔開的，可變間距能夠被用于分離信號。在三個傳感器的探針布置100中，尖端傳感器110與中間傳感器112之間的空間是A(例如，5mm)，并且中間傳感器112與集線器側傳感器114之間的空間為B(例如，10mm)。行觸發(fā)信號(用于超聲成像系統(tǒng))與來自每個強信號的信號之間的延遲可以被考慮。這種延遲與傳感器110、112或114和探頭120之間的距離成比例。在用于線性陣列的這種延遲中的差值與傳感器110、112、114之間的間隔A或B和探針114相對于探頭120的角度122成比例。假設剛性探針，該角度對于所有的傳感器110、112、114是相同的。因此，在傳感器110與112之間的延遲的差值將是在傳感器112與114之間的延遲的差值的一半(例如，如果被均勻地間隔開)，并且該信息能夠被用于信號分離。

集線器觸點126被形成在探針102(或其他細長設備)的近端部分上。跡線124連接至集線器觸點126，并且集線器觸點126連接至電子電路130，例如，放大器或其他接收器電路。電子電路130還可以使用一個或多個連接器來連接至跡線124和探針102上方的屏蔽(未示出)。電連接可以根據(jù)所采用的電路和探針布置而改變。

在許多個(>3)傳感器的情況下，傳感器的所有可能的組合之間的時間差能夠被用于分離出信號。在不脫離本公開的基本要素的前提下，很多備選實施例對于本領域普通技術人員將是顯而易見的。例如，傳感器不必直接沉積在探針表面上。在一個范例中，形成內(nèi)屏蔽的絕緣體和金屬化層可以被形成，傳感器(在頂部)被沉積在其上，從而將它們與探針軸絕緣。在另一范例中，絕緣層能夠被沉積在探針上，然后共享的信號跡線和底電極被形成在絕緣體上，隨后是用于傳感器的壓電材料?？梢蕴峁┩瑯有纬舍槍λ袀鞲衅鞯捻旊姌O的外傳導屏蔽。

在一個實施例中，可以在探針上采用多于一個的共享跡線，例如，傳感器一、三、五共享一個跡線，并且傳感器二、四、六共享另一個跡線。這能夠增加在一個組中的傳感器之間的距離，并且使信號分離更加穩(wěn)健。傳感器不是必須以PVDF或共聚物制成。例如，傳感器可以包括PZT或另一壓電材料，或者是一種完全不同類型的傳感器，例如，電容式微加工超聲換能器(CMUT)。

如果采用諸如共形微滴涂技術、噴漆或噴墨印刷的累積制造技術，有利的可以是在圓周的一小部分上方沉積用于互連帶狀線(跡線)的材料。例如，如果使用噴漆或噴槍技術應用電介質(zhì)，寬的噴射圖案能夠同時沉積在多個探針上，并且將自然地創(chuàng)建跨越180度圓周的錐形涂層。備選地，利用噴槍的窄的噴射圖案能夠產(chǎn)生在小得多的圓周區(qū)域上(例如45度)的錐形介電層。換言之，環(huán)狀結構將不會環(huán)繞整個探針或設備，而是占據(jù)圓周上的部分。

在一個實施例中，例如圖1A-1F，能夠應用跨越45度的第一電介質(zhì)，然后能夠應用具有例如微分配噴嘴的窄的跡線。然后，可以應用跨越大約30度的另一電介質(zhì)。最后，可以應用傳導外屏蔽，跨越大約90度并占據(jù)用于電接觸探針的邊緣。這將創(chuàng)建平滑的經(jīng)封裝的跨越90度圓周的帶狀線結構，提供卓越的屏蔽，同時節(jié)省材料和沉積時間。

在集線器端部部分、裸露的探針表面、集線器觸點或電極以及外屏蔽處可以形成小的連接器可以夾緊到其上的三個圓形觸點焊盤。這種設計使一次性探針上的連接器成本最小化，并將連接的更昂貴的部件放置在將連接至探針和其他觸點的可重復使用的夾具(未示出)上。本實施例能夠使用摻雜制造技術來實現(xiàn)，諸如，例如共形微分配系統(tǒng)或噴墨沉積技術。

為了保持產(chǎn)品成本下降，所使用的材料應當是低成本的，并且制造過程應當是大量高度自動化的，以避免勞動力和設備成本。鑒于這些目的，例如PVDF和P(VDF-TrFE)的壓電聚合物是用于傳感器生產(chǎn)的候選材料。施加電壓產(chǎn)生在PVDF樣品中的運動的能力被用于產(chǎn)生能夠使用基于PVDF的水聽器探測到的超聲波。在給定醫(yī)學應用中決定是否使用基于陶瓷的壓電或PVDF時，存在寬范圍的考慮。在較低頻率上，應當采用較厚PVDF膜用于諧振考慮。PVDF傳感器能夠被建模為與電容串聯(lián)的電壓源，并且對于具有小表面面積的較厚的傳感器，這可以導致小的電容。因此，總體上，呈現(xiàn)出PVDF具有在25-100MHz頻率范圍下執(zhí)行的用于醫(yī)學超聲工作的優(yōu)點。PVDF還限定于傳輸與PZT相比更高的超聲強度的能力。

PVDF具有即使在較低的頻率上的有利的性能，例如，用于探測超聲的PVDF水聽器。與也可在一些實施例中采用的PZT相比較，PVDF具有高得多的帶寬，并且將因此不會過多地扭曲波的瞬態(tài)性能。在這種情況下，低輸出電容問題能夠通過集成基于高輸入阻抗的場效應晶體管(FET)的非常接近于傳感器的前置放大器來處理。d33常數(shù)，即，針對所應用的電壓開發(fā)的在厚度方向上的應變，大約是比用于壓電聚合物的用于壓電陶瓷的更高的一個數(shù)量級。壓電陶瓷的一個缺點是與用于身體組織的約1.5MRayls相比較的高的聲阻抗，約30MRayl(1MRayl＝106kg/m2s)。這種阻抗不匹配能夠通過四分之一波長匹配層來補償，但由于粘合劑層和構造方法這會降低超聲脈沖。壓電薄膜的聲阻抗約為4MRayls，一種更好的匹配。此外，陶瓷是脆弱的，并且能夠被成形為所期望的幾何形狀。PVDF是一種具有接近于組織的聲阻抗的順從且靈活的低成本材料，不像PZT，將不需要匹配層。

PVDF壓電薄膜在清潔的室內(nèi)環(huán)境下生產(chǎn)，并以PVDF樹脂粒料熔融擠出成片材形式開始。接著，存在拉伸步驟，其通過約為5的因子降低片材厚度。這種拉伸，遠低于聚合物的熔點，引起分子鏈堆砌成平行晶體平面，被稱為“β相位”。為了獲得高水平的壓電活性，β相位聚合物隨后被暴露于非常高的電場，以相對于極化場對準微晶。在拉伸步驟中，薄膜能夠僅沿一個維度(單軸薄膜)或在兩個維度(雙軸薄膜)上被拉伸。雙軸薄膜將主要僅在厚度方向上具有其壓電靈敏度，而單軸薄膜將對在厚度方向和未拉伸的平面方向上的應變都是敏感的。

PVDF的新共聚物已經(jīng)被開發(fā)出來，其允許在較高溫度下使用(例如，用于某些共聚物的高達135攝氏度的溫度，相對于用于常規(guī)PVDF的100攝氏度)。盡管這些溫度未在臨床使用中遇到，更高的溫度耐受性在簡化制造和滅菌過程中能夠是這一種優(yōu)點。PVDF的共聚物是可極化的而不需要拉伸，并且低至200埃的非常薄的薄膜能夠使用旋轉(zhuǎn)澆鑄涂布技術來生產(chǎn)，這種薄膜層利用標準的PVDF是不可行的。此外，共聚物具有稍高的厚度模式壓電常數(shù)，導致與PVDF相比的高約10％的靈敏度。

有一些電子策略來降低寄生電容對性能的影響。一種這樣的技術被稱為“驅(qū)動屏蔽”。在這種方法中的關鍵因素是通過使圍繞它的電場最小化來降低來自承載感興趣信號的電線的寄生電流。這采用在互連、接地連接、信號線和圍繞信號線的屏蔽中的三個導體的全部。信號電線上的電壓被測量，并且屏蔽與該電壓的精確副本一起被驅(qū)動。即使信號線具有對屏蔽的寄生電容，沒有寄生電流流過，因為寄生電容上方的電壓沒有變化。接地線由放大器電源保持在穩(wěn)定電壓上，而不是通過傳感器驅(qū)動，因此對其寄生電容對其他結構不具有不利的影響。另一技術包括使用電容抵消放大器(CCA)。

本原理已經(jīng)根據(jù)探針，更具體地根據(jù)活檢探針進行了描述。然而，本原理可以被應用至需要傳感器(接收器)、發(fā)射器或換能器的任何儀器。這樣的設備可以包括導管、導線、內(nèi)窺鏡、可植入設備等。本原理能夠提供成本較低的設備，其具有用于被共形地應用至外表面的傳感器的內(nèi)置。為了保持產(chǎn)品的成本下降，所使用的材料需要是低成本的，并且制造過程應當是大量高度自動化，以避免勞動力和設備成本。根據(jù)本原理的設備提供低形式的因子，其被共形地形成并放置在醫(yī)學設備或儀器上。在特別有用的實施例中，本原理被用于超聲引導的探針介入，例如，RF消融、肝活檢、神經(jīng)阻滯、血管通路、膿腫引流等。

參考圖3，根據(jù)示意性實施例示出了用于解釋在醫(yī)學設備中所接收的信號的方法。在方框202中，提供一種醫(yī)學設備，其具有細長體，多個傳感器在沿細長體的多個縱向位置處被共形地形成在細長體上，電跡線連接至所述多個傳感器，所述多個傳感器并聯(lián)連接，以形成沿細長體的傳感器陣列。傳感器的數(shù)量可以包括兩個或更多個或三個或更多個。在方框204中，由成像系統(tǒng)在位置處生成信號。成像系統(tǒng)優(yōu)選包括超聲系統(tǒng)，盡管其他成像系統(tǒng)可以從本原理中受益。在方框206中，由所述多個傳感器接收信號。在方框208中，由所述多個傳感器接收到的信號通過采用多個傳感器之間的可變間距和多個傳感器的幾何位置來分離，以確定哪個傳感器接收哪些信號。傳感器之間的可變間距和傳感器的幾何位置提供信號中的不同延遲，根據(jù)所述不同的延遲確定傳感器。在一個實施例中，細長體包括探針，并且探針的插入距離被用于確定哪個傳感器接收哪些信號。

在解釋所附權利要求時，應當理解：

a)詞語“包括”不排除未在給出的權利要求中列出的其他元件或動作的存在；

b)元件前面的詞語“一”或“一個”不排除多個這種元件的存在；

c)權利要求中的任何附圖標記不限制它們的保護范圍；

d)可以由被結構或功能實現(xiàn)的相同的項目或硬件或軟件表示幾種“手段”；以及

e)除非特別指出，動作的特定順序不意味著是所要求的。

已對對用于具有多個傳感器的探針的優(yōu)選實施例進行了描述(其旨在示意性的而非限制性的)，應當注意，本領域技術人員能夠根據(jù)上述教導做出修改和變化。因此應當理解，可以對所公開的內(nèi)容的具體實施例中做出改變，所述所公開的內(nèi)容在由所附權利要求書所概括的在本文所公開的實施例的范圍內(nèi)。已經(jīng)對細節(jié)進行了描述，特別是專利法所要求的，所請求保護的和期望專利證書保護的內(nèi)容在所附權利要求書中提出。