用于管腔内超声的成像平面控制和显示以及相关设备、系统和方法

摘要

一种超声成像系统包括管腔内超声设备，其被配置为定位在患者的体管腔内。所述管腔内超声设备包括沿着柔性细长构件的远端部分放置的换能器阵列。所述换能器阵列包括孔径，并且被配置为沿着一个或多个成像平面获得成像数据。所述系统还包括与所述换能器阵列通信的处理器。所述处理器被配置为：沿着相对于孔径的轴线方向的第一角度位置处的第一成像平面接收来自所述换能器阵列的第一成像数据；向与所述处理器通信的显示设备输出所述第一成像数据；并且，向所述显示设备输出相对于所述孔径的所述轴线方向的所述第一成像平面的所述第一角度位置的视觉表示。

说明书

技术领域

本公开总体上涉及用于管腔内成像系统的用户接口，具体地，涉及用于心脏内超声心动图(ICE)系统的用户接口。所述用户接口可以被配置为测量和显示成像平面相对于ICE系统的孔径的轴线方向的角度。所述用户接口还可以被配置为接收输入以在成像平面的各种角度之间自动转换(switch)。所述用户接口还可以被配置为在针对诸如生物组织和工具的不同成像设置的优化之间切换(toggle)。

背景技术

诊断和治疗超声导管已经被设计为在人体的许多区域内部使用。在心血管系统中，常见的诊断超声方法是管腔内超声成像，其中管腔内超声心动图(ICE)是管腔内成像的具体范例。通常，单个旋转换能器或换能器元件阵列用于在导管的尖端处发射超声。相同的换能器(或单独的换能器)用于接收来自组织的回声。从回声生成的信号被传输到控制台，所述控制台允许处理、存储、显示或操纵超声相关数据。

管腔内超声导管通常用在身体的大血管和小血管(动脉或静脉)中，并且几乎总是通过具有柔性尖端的导丝递送。诸如ICE导管的管腔内成像导管通常用于例如为了引导和促进医学程序(例如经中隔管腔穿刺、左心耳附件闭合、房颤消融和瓣膜修复)对心脏和周围结构进行成像。市售的ICE成像导管并非设计为通过导丝递送，而是具有远端，所述远端能够通过位于导管近端处手柄中的操纵机构进行铰接。例如，当进入解剖结构时，可以将诸如ICE导管的管腔内成像导管插入穿过股静脉或颈静脉，并在心脏中进行操纵以采集对于医学程序的安全所需的图像。

ICE导管通常包括用于生成和接收声能的超声成像的成像换能器。成像芯可以包括换能器元件的线性阵列或以任何合适的配置布置的换能器元件。成像芯被包裹在位于导管的最远末端处的成像组件中。成像组件被隔音材料覆盖。电缆被焊接到成像芯并延伸穿过导管的主体的芯。电缆可以携带控制信号和回波信号以便于心脏解剖结构的成像。组件可以提供旋转的、2向或4向操纵机构，使得可以对心脏解剖结构的前面、后面、左面和/或右面的视图进行成像。

具有1D的ICE成像换能器是众所周知的(例如Siemens Acunav，St.JudeViewFlex)。这些换能器借助于导管经由血管被引入心脏的内部，并且只在与导管的轴线对齐的固定平面中采集图像。具有2D阵列的ICE换能器正在开发中，它能够采集各种平面中的2D图像、几个平面(X平面)中的同时2D图像或3D图像。2D阵列可以是具有不对称孔径的矩形形状，其中孔径在一个方向上较长而在另一个方向上较短。

发明内容

发明人认识到，具有2D阵列的ICE换能器在允许更多种类的成像平面并实现3D成像的同时，还可能由于不对称孔径配置而引起分辨率问题。具体地，2D成像孔径的不对称性质可以引起沿着各个角度在不同成像平面处的图像中的不同成像分辨率。例如，成像孔径可以在相对于成像孔径的纵向方向(0°)上采集第一图像并在相对于成像孔径的横向方向(90°)上采集第二图像。在这种情况下，作为孔径在纵向和横向方向上的不同尺寸的结果，第一图像和第二图像可以具有不同的成像分辨率。对于操作者而言，从不同角度处成像的分辨率差异可能并不明显，导致分辨率的校正和图像质量的下降即使对于最熟练的临床医生来说也是困难的任务。此外，操作者可能需要在不同的优化设置中查看成像数据，例如专注于脉管的不同部分。在这些优化设置之间的改变可能需要手动改变成像数据的参数。这可能是耗时的并且难以实现。

本发明提供解决与这种2D阵列的不对称孔径有关的问题的系统和方法，从而允许用户利用其2D和3D成像的优点，而不会受到由不对称孔径导致的分辨率和工作流程问题的阻碍。具体地，提供用于脉管内成像系统的用户接口，以帮助操作者理解并控制成像平面的位置，例如示出成像平面相对于成像孔径的角度位置、自动转换到分辨率更高的成像平面、以及在各种成像优化之间切换。

在一个实施例中，提供一种超声成像系统，包括：管腔内超声设备，其被配置为定位在患者的身体管腔内，所述腔内超声设备包括沿着柔性细长构件的远端部分放置的换能器阵列，其中，所述换能器阵列包括孔径，并且被配置为沿着一个或多个成像平面获得成像数据；以及，处理器，其与所述换能器阵列通信，所述处理器被配置为：沿着相对于孔径的轴线方向的第一角度位置处的第一成像平面接收来自所述换能器阵列的第一成像数据；向与所述处理器通信的显示设备输出所述第一成像数据；并且，向所述显示设备输出所述第一成像平面相对于所述孔径的所述轴线方向的所述第一角度位置的视觉表示。

所述处理器还可以被配置为将所述第一角度位置与阈值角度位置进行比较，在所述阈值角度位置以上，出现受损的成像性能。视觉表示可以是第一角度位置与阈值角度位置的比较。如果第一角度位置超过阈值角度位置，则视觉表示可以包括警报。视觉表示可以包括表示第一角度位置与阈值角度位置之间的差异的颜色。

在一些实施例中，所述处理器被配置为基于多个成像设置来优化成像数据，其中，所述处理器被配置为从用户接收对多个成像设置的第一选择并以对应于所选的成像设置的优化成像数据在显示设备上显示成像数据。优化可以包括以下中的至少一项：增益、动态范围、灰度图、空间平滑、波束成形、频率或色度。处理器可以被配置为从显示设备接收对多个成像设置的第一选择。

在一些实施例中，处理器被配置为在显示设备上显示对应于对多个成像设置的第一选择和第二选择的优化成像数据，其中，显示设备被配置为在对应于对多个成像设置的第一选择和第二选择的优化成像数据之间切换。处理器还可以被配置为：沿着相对于孔径的轴线方向的第二角度位置处的第二成像平面接收来自换能器阵列的第二成像数据；并且向输出设备输出第二成像数据。

显示设备可以被配置为在并排显示中同时显示第一成像数据和第二成像数据。处理器还可以被配置为：沿着相对于孔径的轴线方向的第三角度位置处的第三成像平面接收来自换能器阵列的第三成像数据；沿着相对于孔径的轴线方向的第四角度位置处的第四成像平面接收来自换能器阵列的第四成像数据；并且向显示设备输出第三成像数据和第四成像数据。

处理器可以被配置为接收第二选择，以自动地将第一成像数据和第二成像数据的显示改变为第三成像数据和第四成像数据。显示设备可以被配置为在对应于第一选择和第二选择的成像数据之间切换。第三角度位置可以是相对于孔径的轴线方向+45度，其中，第四角度位置可以是相对于孔径的轴线方向-45度。在一些实施例中，第三角度位置为相对于孔径的轴线方向0度，其中，第四角度位置为相对于孔径的轴线方向+60度。

还提供一种超声成像方法，包括：在与位于患者的身体管腔内的管腔内超声设备通信的处理器处，接收来自所述管腔内超声设备的换能器阵列的第一成像数据，所述换能器阵列包括孔径，并且沿着一个或多个成像平面获得成像数据，其中，第一成像数据是沿着相对于孔径的轴线方向的第一角度位置处的第一成像平面获得的；向与所述处理器通信的显示设备输出第一成像数据；并且，向显示设备输出第一成像平面相对于孔径的轴线方向的第一角度位置的视觉表示。

所述方法还可以包括在处理器处将第一角度位置与阈值角度位置进行比较，在所述阈值角度位置以上，出现受损的成像性能，其中，如果第一角度位置超过阈值角度位置，则视觉表示包括警报。所述方法还可以包括：从用户接收对多个成像设置的第一选择；基于对多个成像设置的第一选择来优化成像数据，其中，输出第一成像数据包括在显示设备上显示对应于对多个成像设置的第一选择的优化成像数据。所述方法还可以包括在处理器处沿着相对于孔径的轴线方向的第二角度位置的第二成像平面接收来自换能器阵列的第二成像数据；并且向显示设备输出与第一成像数据同时并排显示的第二成像数据。

根据以下详细说明，本公开的其他方面、特征和优点将变得显而易见。

附图说明

将参考附图描述本公开的示意性实施例，其中：

图1是根据本公开的方面的管腔内成像系统的示意图。

图2是根据本公开的方面的成像组件的透视图。

图3是根据本公开的方面的尖端构件的俯视图。

图4A是根据本公开的方面的，示出了相对于成像阵列的不对称孔径的纵向轴线以倾斜角度延伸的两个成像平面的示意图。

图4B是根据本公开的方面的，示出了与成像阵列的不对称孔径的纵向轴线共面且相对于成像阵列的不对称孔径的纵向轴线成直角延伸的两个成像平面的示意图。

图5示出了根据本公开的方面的相对于成像阵列的不对称孔径的0度和90度平面处的超声图像。

图6示出了根据本公开的方面的相对于成像阵列的不对称孔径的0度和+45度平面处的超声图像。

图7示出了根据本公开的方面的相对于成像阵列的不对称孔径的±45度平面处的超声图像。

图8示出了根据本公开的方面的相对于成像阵列的不对称孔径的±60度平面处的超声图像。

图9示出了根据本公开的方面的相对于成像阵列的不对称孔径的0度和-110度平面处的超声图像。

图10示出了根据本公开的方面的相对于成像阵列的不对称孔径的0度平面处的超声图像。

图11示出了根据本公开的方面的相对于成像阵列的不对称孔径的-61度平面处的超声图像。

图12示出了根据本公开的方面的相对于成像阵列的不对称孔径的61度平面处的超声图像。

图13示出了根据本发明的方面的用于控制成像参数的用户接口。

图14示出了根据本发明的方面的用于控制成像参数的另一用户接口。

图15是根据本公开的方面的利用管腔内设备执行管腔内成像的方法的流程图。

具体实施方式

为了促进对本公开原理的理解，现在将参考附图中示出的实施例，并且将使用特定语言来描述它们。但是，应当理解，并非旨在限制本公开的范围。如本公开所涉及的本领域普通技术人员通常会想到的，对所描述的设备、系统和方法的任何改变和其他修改，以及对本公开的原理的任何其他应用，都被充分地考虑并包括在本公开中。例如，尽管以管腔内成像来描述ICE系统，但是应当理解，其并非旨在限于该应用。具体地，应当充分考虑到，关于一个实施例描述的特征、部件和/或步骤可以与关于本公开的其他实施例描述的特征、部件和/或步骤相结合。然而，为了简洁起见，将不会单独描述这些组合的多次迭代。

图1是根据本公开的实施例的超声成像系统100的示意图。系统100可以包括超声成像设备110、连接器124、诸如控制台和/或计算机的控制和处理系统130和监视器132。系统100能够是包括管腔内成像设备110的管腔内成像系统。设备110能够是导管、引导线或引导导管。管腔内成像设备110包括手柄120和在柔性细长构件108的尖端处的成像组件102。柔性细长构件108包括远端部分104和近端部分106。远端部分104的远端被附接至成像组件102。近端部分106的近端例如通过弹性应变消除器112被附接至手柄120，用于操纵管腔内成像设备110并且手动控制管腔内成像设备110。成像组件102能够包括具有超声换能器元件和相关电路的成像芯。手柄120能够包括致动器116、离合器114和用于操纵管腔内成像设备110的其他操纵控制部件，例如使成像组件102和远端部分104偏转，如本文更详细地描述的。

手柄120经由另一应力消除器118和连接电缆122被连接到连接器124。连接器124可以以任何合适的配置被配置为与控制和处理系统130和监视器132互连，以处理、存储、分析、操控和显示从由成像组件102处的成像芯生成的信号中获得的数据。控制和处理系统130能够包括一个或多个处理器、存储器、一个或多个输入设备(例如键盘)和任何合适的命令控制接口设备。控制和处理系统130能够是可操作的，以有助于本文所描述的管腔内成像系统100的特征。例如，处理器能够运行存储在非暂时性有形计算机可读介质上的计算机可读指令。监视器132能够是任何合适的显示设备，例如液晶显示(LCD)面板等。

在操作中，医师或临床医生将柔性细长构件108推进到心脏解剖结构内的脉管中。通过控制手柄120上的致动器116和离合器114，医师或临床医生能够将柔性细长构件108操纵到要被成像的感兴趣区域附近的位置。例如，一个致动器116可以使成像组件102和远端部分104在左右平面中偏转，并且另一个致动器116可以使成像组件102和远端部分104在前后平面中偏转，如本文中更详细讨论的。离合器114提供锁定机构，以锁定致动器116的位置，并进而在成像感兴趣区域的同时锁定柔性细长构件的偏转。

成像过程可以包括激活成像组件102上的超声换能器元件以产生超声能量。超声能量的一部分被感兴趣区域和周围的解剖结构反射，并且超声回波信号由超声换能器元件接收。连接器124将接收到的回波信号传输到控制和处理系统130，在该系统中，超声图像被重建并显示在监视器132上。在一些实施例中，处理系统130能够控制超声换能器元件的激活和回波信号的接收。在一些实施例中，控制和处理系统130和监视器132可以是同一系统的一部分。

系统100可以在多种应用中加以利用，例如经中隔管腔穿刺、左心耳附件闭合、房颤消融和瓣膜修复，并且能够用于对活体内的脉管和结构进行成像。尽管在管腔内成像过程的背景下描述系统100，系统100适合于与任何导管插入过程一起使用，例如ICE。另外，成像组件102可以包括用于诊断、处置和/或治疗的任何合适的生理传感器或部件。例如，成像组件能够包括成像部件、消融部件、切割部件、粉碎部件、压力感测部件、流量感测部件、温度感测部件和/或其组合。

在一些实施例中，管腔内成像设备110包括能够被定位在脉管内的柔性细长构件108。柔性细长构件108具有远端部分104和近端部分106。管腔内成像设备110包括被安装在柔性细长构件108的远端部分104内的成像组件102。

在一些实施例中，管腔内成像系统100用于生成2D和3D图像。在一些范例中，管腔内成像系统100用于在通常彼此垂直的两个不同观察方向上生成同时的X平面图像。X平面也可以广义化为两个以上的图像。管腔内成像系统100还可以被配置为显示X平面图像的成像角度、提供自动调整成像角度的角度选项并且提供在各种成像优化之间进行转换的选项。

图2是根据本公开的实施例被定位成用于耦合的成像组件102的透视图。示出了成像组件102，其具有在尖端构件200内就位的成像芯262。成像芯262经由电互连264被耦合到电缆266。电缆266延伸穿过对齐部分244和内腔250的内表面246。如图1所示，电缆266还能够延伸穿过柔性细长构件108。

上文描述的尖端构件200的配置和结构提供了多个益处，例如对于导管插入安全且容易递送、对于操纵或导航改进了拉伸强度、一致或自动对齐和改进的图像质量。例如，尖端构件200的外部几何形状被配置为提供具有小的半径的光滑表面和光滑边缘。当尖端构件200在插入期间横穿脉管时，光滑边缘减小摩擦。光滑表面防止在插入期间撕裂和/或损坏组织结构。另外，光滑边缘和光滑表面能够在导管插入过程期间便于隔膜或其他解剖特征的交叉。尖端构件200的材料类型和壁厚被选择为使声音失真、衰减和/或反射最小化。尖端构件200的内部几何形状被配置在制造期间便于对齐。尖端构件200还能够包括其他特征，例如，导线腔、孔或其他几何形状，以容纳诸如压力传感器、药物递送机构和/或任何合适的介入特征的额外设备或特征。

图3是根据本公开的实施例的成像组件102的俯视图。示出了具有成像芯262的成像组件102，所述成像芯262具有声学元件阵列302和被耦合到声学元件阵列302的微波束成形器IC 304。成像组件102还示出了被耦合到电互连264的电缆266。在一些范例中，电缆266通过插入器310被耦合到微波束成形器IC 304。在一些范例中，插入器310通过引线接合320被连接到微波束成形器IC 304。在一些范例中，成像组件102被配置为使得电缆266直接被耦合至微波束成形器IC 304。

在一些范例中，成像组件102包括以超过800个声学元件阵列的形式的声学元件阵列302。鉴于此，声学元件302可以被布置在二维阵列中，该二维阵列长度大于宽度，使得相比于宽度，更多的声学元件302沿着阵列的长度延伸。因此，声学元件阵列302可以具有不对称的孔径。在一些实施例中，声学元件阵列302是直接倒装芯片被安装到微波束成形器IC304的超声成像换能器的阵列。超声成像换能器的发射器和接收器在微波束成形器IC 304上并且被直接附接到换能器。在一些范例中，在微波束成形器IC 304处完成声学元件的大规模终止。

在一些实施例中，微波束成形器IC 304直接位于声学元件阵列302下面，并且被电连接到声学元件阵列302。声学元件阵列302可以是压电或微机械超声换能器(MUT)元件。压电元件通常通过倒装芯片安装声学层的组件并将其锯切成单个元件而将被附接到IC。MUT元件可以作为一个单元倒装芯片安装，或者直接生成在微波束成形器IC 304的顶部。在一些范例中，电缆束可以直接被端接到微波束成形器IC 304，或者可以被端接到合适材料的插入器310，例如刚性或柔性印刷电路组件。然后，插入器310可以经由诸如引线接合320之类的任何合适的方式被连接至微波束成形器IC304。

在一些范例中，微波束成形器集成电路(IC)304能够控制声学元件阵列302，并且能够为声学元件阵列302执行波束成形。微波束成形器集成IC304可以由诸如控制和处理系统130的处理器控制。

在一些实施例中，电缆266还包括用于将功率馈送到微波束成形器IC304的一条或多条功率线、用于将控制信号通信给微波束成形器IC 304的一条或多条控制线和用于传输成像信号的一条或多条信号线。

在一些实施例中，声学元件阵列302是二维阵列。在一些范例中，具有声学元件的阵列302是对称的，使得其具有相等数量的声学元件的行和声学元件的列。在一些其他范例中，具有声学元件的阵列302是不对称的，使得其具有不同数量的声学元件的行和声学元件的列。

在一些实施例中，使用中的延迟元件包括多个重复的元件，并且这些元件的数量确定最大可用延迟。由于声学阵列可以被倒装芯片安装到微波束成形器IC 304，因此针对任何给定元件的所有处理(包括延迟)都能够驻留在由该一个元件占据的区域中。

在一些范例中，对由声学元件阵列接收的多个成像信号进行波束成形。多个成像信号中的每一个与第一平面和第二平面之间的成像平面相关联。根据多个成像信号生成3D体积图像，使得3D图像对应于第一平面和第二平面之间的体积图像。

本公开的各方面能够包括与在2016年10月3日提交的美国临时申请62/403,431中描述的特征相似的特征，其全部内容通过引用合并于此。

成像元件302能够包括一个或多个声学元件。例如，能够将多个元件布置在阵列中。例如，超声换能器阵列能够包括在2个声学元件和5000个声学元件之间的任何合适数量的单个声学元件302，包括值诸如2个声学元件、4个声学元件、36个声学元件、64个声学元件、128个声学元件、500个声学元件、812个声学元件和/或更大或更小的其他值。具有声学元件302的超声换能器阵列能够是任何合适的配置，例如包括平面阵列、弯曲阵列等的相控阵列。例如，具有声学元件302的超声换能器阵列在某些情况下能够是一维阵列、1.X维阵列(例如1.5维阵列)或二维阵列。鉴于此，超声换能器阵列能够被配置为获得患者的解剖结构的一维、二维和/或三维图像。具有声学元件302的超声换能器阵列能够是矩阵阵列，包括能够同时或单独控制和激活的超声元件的一个或多个段(例如，一个或多个行、一个或多个列和/或一个或多个取向)。超声成像元件302能够包括任何合适的换能器类型，包括压电微机械超声换能器(PMUT)、电容性微机械超声换能器(CMUT)、单晶、锆钛酸铅(PZT)、PZT复合材料、其他合适的换能器类型、和/或其组合。

超声成像设备110的柔性细长构件108(例如，远端部分104)被定尺寸和形状为、结构上被布置为和/或以其他方式被配置为定位在患者的身体管腔内。身体管腔可以表示自然和人造的充满流体或被流体包围的结构。身体管腔可以在患者的体内。身体管腔可以是血管，如患者脉管系统的动脉或静脉，包括心脏脉管系统、外周脉管系统、神经脉管系统、肾脉管系统和/或体内的任何其他合适的腔体。例如，成像设备110可以用于检查任何数量的解剖位置和组织类型，包括但不限于，包括肝脏、心脏、肾脏、胆囊、胰腺、肺的组织；导管；肠道；包括大脑、硬脑膜囊、脊髓和周围神经的神经系统结构；尿路；以及血液、腔室、心脏内部或心脏其他部分和/或身体其他系统内的瓣膜。除了自然结构之外，设备110可以用于检查人造结构，例如但不限于心脏瓣膜、支架、分流器、过滤器和其他设备。

图4A是图示了根据本公开的方面的以相对于成像阵列的不对称孔径的纵向轴线倾斜的角度延伸的两个成像平面的示意图400。具体地，图4A示出了相对于孔径404的纵向轴线(也称为轴线方向)430分别以+45度和-45度的角度延伸的成像平面410和420。在其他实施例中，成像平面410和420可以以相对于孔径404的纵向轴线430和/或孔径404的短轴440的其他倾斜角度延伸，孔径404的短轴440垂直于纵向轴线430延伸。在一些情况下，成像平面410和420相对于彼此成垂直角度，以便于X平面和/或3D成像。在一些情况下，成像平面410和420相对于彼此以倾斜角度延伸。图400示出了与图2中的尖端200一致的导管尖端402，并且还示出了以二维矩形阵列布置的声学元件阵列的孔径404。然而，图400能够表示用于管腔内成像的成像阵列的任何不对称孔径。

图4B是图示了分别与成像阵列的不对称孔径的纵向轴线共面和以相对于成像阵列的不对称孔径的纵向轴线直角延伸的两个成像平面的示意图450。具体地，图4B示出了分别相对于声学元件阵列的孔径404的纵向轴线430以+90度和0度角延伸的成像平面460和470。

在某些情况下，对于具有相对于孔径404的纵向轴线430接近90度角的角度取向的成像平面，成像数据的分辨率可能会降低。例如，对于最高达到60度，成像数据的分辨率明显较差，但是可接受的，并且对于从60度到90度的成像平面，成像数据的分辨率迅速降低。在一些范例中，在从45度到90度的排除角度范围内出现明显的分辨率降低。在一些其他范例中，排除角度范围是从60度到90度。

图5示出了0度和90度角处的X平面图像。图像500可以被显示为来自0度和90度视图的并排图像，0度视图图像510在左侧。如图像510所示，与右侧的90度视图图像520相比，0度视图具有更好的分辨率。

图6示出了0度和+45度角处的X平面图像。图像600可以是来自0度和+45度视图的并排图像，0度视图图像610在左侧。如图6的范例所示，0度视图图像610和+45度视图图像620具有可比较的分辨率性能。在一些范例中，当显示+45度视图图像和-45度视图图像中的一个或二者时，还与它们一起显示0度视图或90度视图图像中的一个，以帮助用户理解取向。

图7示出了在显示器700上的+45度和-45度角处的X平面图像。图像710、720可以是并排图像，+45度视图图像710在左侧。如图所示，+45度视图图像710和-45度视图图像720具有可比较的分辨率性能。显示器700可以包括视觉指示器，诸如图标或图形730和/或文本，其示出针对图像710、720的图像平面的角度。在图7的范例中，在图形730上示出了图像平面的表示，其示出了不同像平面之间的角度距离的估计。这可以帮助用户理解与成像平面相关联的成像数据，并且可以在该数据可能包括分辨率问题时警告用户。成像平面的角度测量可以被包括在图形730中。

图8示出了在显示器800上的+65度和-65度角处的X平面图像。图像810、820可以是并排图像，+65度视图图像810在左侧。如图所示，+65度视图图像810和-65度视图图像820具有可比较的分辨率性能。显示器800上的图形830可以通知用户，在图像810、820中所示的成像数据包含降低的分辨率。例如，图形830的各个部分的颜色可以根据成像平面的角度而改变。在图8的范例中，图形830的成像平面被着色为红色。颜色可以表示成像平面与换能器的轴线方向的取向超出±60度。图形830可以包括其他颜色来指示各种角度处的潜在分辨率问题。例如，第一颜色可以用于示出超过±45度处的成像平面，第二颜色可以用于示出超过±60度处的成像平面，并且第三颜色可以用于示出接近±90度的成像平面。在其他实施例中，范围从第一颜色到第二颜色的光谱可以用于示出接近±90度的角度。

在一些实施例中，图形830可以包括指示器832，其示出了被锁定在一个位置中的成像平面。在这种情况下，另一个成像平面可以相对于锁定的成像平面移动。例如，成像平面可以被定位在与锁定成像平面相距预定角度距离处，诸如±90度、±60度、±45度和其他角度。在图8的范例中，指示器832示出被定位在-65度处的成像平面被锁定。

图形830还可以被配置为指示成像平面之间的角度。例如，如果所使用的成像平面是正交的(诸如在图7的范例中)，则图形730可以显示白色或其他指示。如果成像平面不是正交的(例如在图8的范例中)，则图形830可以显示红色或其他指示。图形830还可以包括其他文本、颜色、纹理、突出显示、图像或阴影，以通知用户成像平面的相对角度和可能的分辨率问题。

图9示出了在显示器900上的0度和-110度处的X平面图像。图像910、920是并排图像，0度视图图像910在左侧。显示器800上的图形930可以通知用户，图像810中示出的成像数据(对应于白色图像平面)不包含分辨率问题，并且成像820中示出的成像数据(对应于白色图像平面)可能包含分辨率问题。在图9的范例中，图形930包括围绕-110度图像平面的文本的圆圈，以进一步通知用户在与-110度图像平面相关联的成像数据中可能出现分辨率问题。

图10-12示出了具有指示器的X平面显示器，该指示器示出了成像平面的角度取向。指示器的颜色和位置可以示出与成像平面相关联的成像数据中的可能的分辨率问题的级别。在图10的范例中，显示器1000包括指示器1030，其具有以0度取向的成像平面。指示器1030被着色为白色，并定位在90度和-90度之间的中心，指示图像1010不包括分辨率问题。在图11的范例中，显示器1100包括指示器1130，其具有以-61度取向的成像平面。1130指示器被着色为红色并以向下的取向被定位，指示图像1110可能包括分辨率问题。在图12的范例中，显示器1200包括指示器1230，其具有以+61度取向的成像平面。指示器1230被着色为红色并以向上的取向被定位，指示图像1210可能包括分辨率问题。指示器1030、1130、1230还可以包括其他文本、颜色、纹理、突出显示、图像或阴影，以通知用户成像平面的相对角度和可能的分辨率问题。

图13示出了用于控制X平面图像的用户接口1300。在一些实施例中，如图1所示，用户接口1300可通信地被连接到控制和处理系统130。例如，用户接口1300可以被电连接或无线连接到控制和处理系统130。用户接口1300可以被配置为接收来自用户的选择并将信号发送到成像阵列。具体地，用户接口1300可以用于控制成像平面的数量和取向。用户接口1300还可以用于输入、存储和显示关于一个或多个过程以及一个或多个患者的信息。例如，用户接口1300可以用于显示一个或多个图像，诸如在图5-12所示的那些图像。用户接口1300可以在计算机、平板电脑、患者接口模块(PIM)或其他类型的显示设备上进行操作。在一些实施例中，用户接口1300是触摸屏接口。在其他实施例中，用户接口1300包括一个或多个可选按钮、开关、拨动开关、键、踏板、脚踏开关或其他输入设备。在一些实施例中，用户接口1300可以用于实时显示成像数据。例如，用户可以选择选项以改变成像平面的角度并且同时查看与成像平面相关联的成像数据。

在一些实施例中，用户接口1300可以包括2D选择区域1310。2D选择区域可以被配置为控制与2D图像有关的显示器的各个方面，诸如图10-12中所示的那些图像。2D选择区域可以包括一个或多个可选选项，包括快速角度按钮1330。快速角度按钮1330可以用于将成像平面自动定向到预定角度，诸如-45度、0度或45度。快速角度按钮1330中可以包括其他角度，例如-60度、60度、-90度、90度和其他角度。在一些实施例中，用户可以在快速角度按钮1330上选择角度以通过点击按钮一次来将成像平面定向到所选择的角度，并且可以通过第二次点击按钮将成像平面重新定向到原始角度。

用户接口1300还可以包括可以通过对xPlane按钮1320的选择来访问的X平面模式。X平面模式可以并排示出两个图像。在一些实施例中，对xPlane按钮1320的选择可以以并排配置自动编译两个2D图像，诸如图5-9中所示的。例如，第一2D图像可以是由用户接口1300的2D选择区域1310控制的2D图像。选择xPlane按钮1320可以在X平面显示器中保持与2D图像相关联的图像平面的取向。通过使图像之一保持恒定，这可以帮助使用户的失去方向感最小化。然后可以将第二2D图像添加到X平面显示。在一些实施例中，第一成像平面和第二成像平面的成像角度是基于标准预定的。预定标准可以构成第一图像与第二图像之间的关系，例如第一图像与第二图像之间的质量或数量关系。例如，标准能够与两个图像的分辨率有关。如所指出的，当声学元件302的阵列的孔径是不对称的(例如，不是正方形而是矩形)时，在0度和90度处的典型X平面图像可以不具有相似的分辨率。在一些范例中，选择第一角度和第二角度，使得第一图像和第二图像具有可比较的分辨率，并且同时它们基本上彼此垂直，例如相对于阵列的纵向维度的+45度和-45度。具体地，第二2D图像相对于第一2D图像尽可能接近正交，同时避免大的分辨率问题。具体地，第二2D图像可以被取向为避免具有与在60度和90度(或-60度和-90度)之间的图像平面相关联的分辨率问题的区域。例如，第一2D图像可以与0度图像平面相关联。当用户选择X平面模式(即，按下xPlane按钮1320)时，将与0度图像平面相关联的第一2D图像和与60度图像平面相关联的第二2D图像一起自动显示X平面图像。

在一些实施例中，可以在X平面模式下自动改变成像平面的取向。例如，用户接口1300可以被配置为允许用户自动将成像平面改变为预定角度，如±45度。在一些实施例中，对xPlane按钮1320的选择在2D选择区域中打开附加选项。例如，图14示出了包括快速x平面按钮1410的用户接口1300，用户可以选择该按钮来自动改变成像平面的取向。将成像平面自动改变为预定角度可以提供改善的图像质量。例如，可以选择预定取向以使由受限区域(即，从60度到90度或-60度到-90度)中的图像平面导致的分辨率问题最小化。此外，可以将预定取向选择为正交的(或接近正交的)以提供更好的成像数据。在一些实施例中，预定取向是+45度和-45度、0度和60度、0度和-60度、60度和-60度以及角度的其他组合。

选择快速xPlane按钮以自动改变成像平面的取向可以为用户节省时间并提供清晰的结果。例如，角度的自动改变可以不需要用户手动调整每个成像平面的设置，这可能需要时间和经验。此外，由于用户能够选择快速xPlane按钮，因此用户将意识到成像平面的取向和相关联的成像数据将改变，从而避免混乱。

一旦成像平面已经被重新取向到预定取向，则用户接口1300可以用于对成像平面的取向进行其他改变。例如，用户接口1300可以从用户接收选择，以独立地或一起(即，在保持成像平面的正交的同时)对成像平面进行其他调整。在一些实施例中，用户接口1300可以从X平面模式转换回到2D模式。在这种情况下，用户接口1300可以恢复成像平面的角度(在改变为X平面模式之前)。

在一些实施例中，用户可以做出选择在成像数据的各种优化之间自动切换。例如，用户可以在按钮上做出选择、在用户接口1300(例如按钮1450或其他按钮)和/或管腔内成像设备110(如图1所示)上切换或转换，以在针对软生物组织和介入设备的优化之间切换。优化可以是对成像数据的方面的预定改变，如以下中的一项或多项：增益、动态范围、灰度图、空间平滑、波束成形、频率和色度。在一些实施例中，优化可以包括增益和灰度图二者的改变，以及其他改变。可以使用预定算法自动进行这些优化，而无需改变不相关的设置，如深度或成像平面角度。在一些实施例中，用户可以能够在优化以及在优化之前的成像数据之间进行切换。例如，当用户选择并优化时，成像设置可以自动保存在存储器中，使得用户能够快速返回到任何已选择的优化。快速选择不同优化的能力可以改善图像质量并节省时间。例如，想要聚焦在成像数据内的组织上的用户可能无法清晰地看到成像数据内的介入设备，如导线、导管、换能器、支架和其他设备，因为这些设备可以导致在组织特异性设置下的成像数据中的反射和光晕。相似地，设备特异性设置可以导致组织出现变形或没有清晰的细节。因此，在这些各种设置之间转换的方法和系统可以允许用户容易地聚焦于想要的数据，而不必花费时间手动调整设置。

图15提供图示了脉管的管腔内成像的方法1500的流程图。能够参考图1至14来执行方法1500。在步骤1502处，所述方法可以包括在成像阵列处发射和接收成像信号。成像阵列可以是超声成像阵列。例如，可以在诸如如图2和图3中所示的声学元件阵列302的声学元件的侧视阵列处发射和接收成像信号。声学元件阵列302可以被定位在管腔内成像设备110的远端部分104内。在一些范例中，微波束成形器IC 304被直接耦合到声学元件阵列302，并发射和接收成像信号，例如超声信号。在一些范例中，声学元件阵列302是超声换能器阵列。在一些实施例中，连接电缆122将柔性细长构件耦合至控制和处理系统130。微波束成形器IC 304可以通过连接电缆122将第一成像信号和第二成像信号发送至被配置为构造第一图像和第二图像的控制和处理系统130。在一些实施例中，控制和处理系统130被配置为向微波束成形器304发送包括波束成形命令的一个或多个命令。

在步骤1504处，方法1500可以包括接收与第一成像角度相关联的第一成像数据。在一些实施例中，第一成像信号由声学元件阵列302接收并且被波束成形。能够参考图3执行波束成形，使得微波束成形器IC 304能够例如从下方被耦合到阵列声学元件302，并且能够提供所需的波束成形延迟。微波束成形器IC 304能够命令阵列声学元件302，并且能够发射和接收信号，例如超声信号。微波束成形器IC 304还能够包括多个微通道延迟线。微波束成形器IC 304能够从一个或多个微通道延迟线到声学元件阵列302提供对于波束成形所需的延迟。在一些范例中，在发射和接收期间都执行波束成形。在一些其他范例中，在接收期间执行波束成形。在一些范例中，通过施加所需的延迟对由声学元件接收的超声信号进行波束成形，以构造与第一成像平面相关联的第一波束成形信号，所述第一成像平面处于相对于声学元件的侧视阵列的孔径的轴线方向的第一角度。

在步骤1506处，方法1500可以包括接收与第二成像角度相关联的第二成像信号。在一些实施例中，第二成像信号由声学元件阵列302接收并且被波束成形。如所指出的，能够参考图3来执行波束成形。微波束成形器IC 304能够提供所需的延迟，以提供针对第二成像信号的波束成形，使得通过将所需的延迟施加到声学元件阵列302的每个声学元件的信号来提供波束成形。在一些范例中，通过施加所需的延迟对由声学元件接收的超声信号进行波束成形，以构造与第二成像平面相关联的第二波束成形信号，所述第二成像平面处于相对于声学元件的侧视阵列的孔径的轴线方向的第二角度。

在步骤1508处，方法1500可以包括基于第一成像数据和第二成像数据生成第一图像和第二图像。可以根据第一成像信号产生第一图像，并且可以根据第二成像信号生成第二图像，使得第一图像对应于在第一平面处的视图，第二图像对应于在第二平面处的视图。在一些实施例中，将第一角度被选择为对应于紧接在该选择之前查看的2D平面的角度的角度。在一些范例中，第一角度是手动选择的。在一些实施例中，第二角度被确定为尽可能接近正交于第一角度，并且避免所述的排除角度范围。在一些范例中，第一平面和第二平面实质上成直角。

在步骤1510处，方法1500可以包括在显示设备上显示第一图像和第二图像。例如，第一图像能够是第一成像数据的图形/视觉表示，并且第二图像能够是第二成像数据的图形/视觉表示。在一些实施例中，第一图像和第二图像以X平面模式并排显示，如在图6-9中所示的。第一图像和第二图像可以与图形或文本信息一起显示，如指针、轴线、标签和已识别对象。

在步骤1512处，方法1500可以包括显示第一成像角度和第二成像角度的视觉表示。在一些实施例中，成像平面的成像角度取向示出在具有第一图像和第二图像的图形或指示器中。第一成像角度和第二成像角度的视觉表示可以包括对与第一成像角度和第二成像角度相关联的潜在分辨率问题的指示。例如，视觉表示可以告知用户第一成像角度或第二成像角度是否大于±45度、±60度或接近±90度。这可以帮助用户更好地理解从具有这些角度的成像平面产生的潜在分辨率问题。对潜在的分辨率问题的指示可以由颜色(即红色)、图案、文本、图标或其他类型的图形指示器表示。在一些实施例中，可以沿着指示它们与受限区域的接近度(即，从60度到90度的范围)的光谱向第一成像角度和第二成像角度分配颜色。例如，0度的第一成像角度可以用白色显示，而45度的第二成像角度可以用粉红色显示，并且80度的第三成像角度可以用红色显示。可以使用示出问题区域附近或问题区域内部的角度的其他图形指示器。图形指示器和相关联的颜色可以显示在图像本身上，如在指示器、轴线、指针或光标上。

在一些实施例中，第一成像角度和第二成像角度的图形表示可以显示在与第一图像和第二图像相同的屏幕上。例如，可以沿着第一图像和第二图像上的轴线或其他标签显示图形表示。这可以允许用户容易地看到该信息并相应地调整成像角度。

在步骤1514处，方法1500可以任选地包括接收用户输入，以自动改变一个或多个成像角度。在一些实施例中，该步骤1514可以包括将成像角度自动改变为预定值，如0度、±45度和±60度。这种改变可以出现在选择按钮或在用户接口(例如触摸屏)上切换时。在一些实施例中，第一成像角度和第二成像角度一起改变以优化成像分辨率。例如，用户可以从包括0度的第一成像平面和90度的第二成像平面的两个图像的并排显示开始。由于90度成像平面可能有分辨率问题，因此用户可以进行选择并选为将成像角度捕捉到±45度，以改善分辨率性能。然后，用户可以能够进一步调整成像平面。在一些实施例中，这些进一步的调整可以在第一成像平面和第二成像平面之间保持正交。在其他实施例中，一个成像平面可以被锁定，或者两者都可以独立移动。在从调整后的成像平面查看成像数据之后，用户可以选择一个选项来恢复0和90度的原始成像平面角度。

在步骤1516处，方法1500可以任选地包括接收用户输入以自动优化成像数据。例如，用户可以选择用户接口上的选项以在软生物组织和介入设备的优化之间进行切换。每个选项可以包括对成像参数的一个或多个自动更改，如增益、动态范围、灰度图、空间平滑、波束成形、频率和色度。该步骤1516可以包括自动保存针对优化数据的成像设置，使得用户能够在优化之间转换并快速查看相关联的成像数据。

本领域普通技术人员将认识到，上述装置、系统和方法能够以各种方式修改。因此，本领域普通技术人员将理解，本公开涵盖的实施例不限于上述具体范例性实施例。就此而言，尽管已经示出和描述了范例性实施例，但是在前述公开中可以设想各种各样的修改、改变和替换。应当理解，在不脱离本公开的围的情况下，可以对前述内容做出这种变化。因此，适当的是，以与本公开一致的方式广义地解释所附权利要求。