三维超声成像导管和三维超声成像系统技术方案

本实用新型专利技术提供一种三维超声成像导管和系统。三维超声成像导管包括：鞘管，鞘管具有近端和远端；超声换能器，超声换能器设置在远端，且包括依次设置的换能器阵列、柔性电路板和芯片，柔性电路板设置成支撑及电气连接换能器阵列和芯片；手柄，手柄的一端连接到近端以控制远端的偏转；和导管连接器，导管连接器以通信方式分别连接手柄的另一端和超声成像主机。换能器阵列包括多个换能器阵元，芯片包括多个阵元控制电路，且多个阵元控制电路以一一对应关系与多个换能器阵元连接以单独控制每一个换能器阵元。超声换能器的每一个换能器阵元能够由芯片单独地控制，从而在实现三维实时成像的同时获得小型化的三维超声成像导管。同时获得小型化的三维超声成像导管。同时获得小型化的三维超声成像导管。

【技术实现步骤摘要】
三维超声成像导管和三维超声成像系统
[0001]本申请要求2022年08月23日提交中国专利局、申请号为
[0002]202211013577.7、专利技术名称为“三维超声成像导管和三维超声成像系统”的中国专利申请的优先权，其全部内容通过引用结合在本申请中。


[0003]本技术涉及医学超声成像领域，尤其涉及一种三维超声成像导管和三维超声成像系统。

技术介绍

[0004]超声影像作为一种快捷、无放射性的影像学诊断方法得到了广泛的应用，其中三维实时影像(即，4D超声影像)可实时重建3D模型，给医生更多维度的诊断依据，因此成为超声成像技术的发展方向。
[0005]超声成像设备通常包括超声主机和超声探头，其中超声探头负责电信号和超声信号之间的转换，超声主机负责控制超声探头并处理超声探头返回的信号，通过一定的算法呈现出图像。对于4D超声影像技术，通常采用电子矩阵探头。然而，电子矩阵探头的换能器阵元数量过多，其阵元数量通常可以达到上千个。而目前超声主机的通道数量不可能达到上千个，因此矩阵探头上的巨大数量的阵元和超声主机上有限的通道数量之间产生了矛盾。为了解决该矛盾，较常见的方法是将若干阵元以行或列或者稀疏矩阵的方式连接成为阵元群，然后通过电子开关选通不同的阵元群，但这种方式无法单独控制每个阵元的发射，给三维成像的扫查方式带来限制。
[0006]由于以上所述问题，电子矩阵换能器技术在超声探头领域当中的应用主要局限在体外探头。这是因为体外探头对于探头尺寸要求不大，便于工艺加工和集成。然而，对于诸如心腔的内部空间有限的部位，这种大尺寸探头无法经过血管进入心腔内部，因此需要超声探头在实现4D超声成像的同时，还要具有小型化的电子矩阵换能器。

技术实现思路

[0007]本技术提供一种三维超声成像导管和三维超声成像系统，其中超声换能器的每一个换能器阵元能够由芯片单独地控制，从而在实现三维实时成像的同时获得小型化的三维超声成像导管。
[0008]根据本技术的实施例的一个方面，提出一种三维超声成像导管，包括：鞘管，所述鞘管具有近端和远端；超声换能器，所述超声换能器设置在远端，且包括依次设置的换能器阵列、柔性电路板和芯片，所述柔性电路板设置成支撑及电气连接所述换能器阵列和所述芯片；手柄，所述手柄的一端连接到近端以控制远端的偏转；和导管连接器，所述导管连接器以通信方式分别连接手柄的另一端和超声成像主机。换能器阵列包括多个换能器阵元，所述芯片包括多个阵元控制电路，且多个阵元控制电路以一一对应关系与多个换能器阵元连接以单独控制每一个换能器阵元。
[0009]根据本技术的实施例的另一个方面，提出一种三维超声成像系统，包括：具有上述结构的三维超声成像导管；超声成像主机，所述超声成像主机用于控制超声换能器进行超声波发射扫描并接收超声换能器输出的实时的超声电信号，并通过对超声电信号进行信号处理和图像处理后生成实时的三维影像；和系统接口模块，所述系统接口模块设置成连接三维超声成像导管与超声成像主机。
附图说明
[0010]本技术的上述及其它方面和特征将从以下结合附图对实施例的说明清楚呈现，其中：
[0011]图1是本技术的一个实施例的三维超声成像导管的结构示意图；
[0012]图2是本技术的一个实施例的超声换能器的结构示意图；
[0013]图3是本技术的一个实施例的换能器阵列与芯片之间的连接结构示意图；
[0014]图4为柔性电路板、换能器阵列和芯片的连接工艺的流程图；
[0015]图5是本技术的一个实施例的芯片的架构示意图；
[0016]图6是本技术的一个实施例的导管线缆的放大示意图；
[0017]图7是本技术的另一个实施例的超声换能器的结构示意图；
[0018]图8是本技术的一个实施例的多段式柔性电路板的结构示意图；
[0019]图9是根据本技术的一个示例性实施例的换能器阵元的矩阵结构示意图；
[0020]图10和图11显示根据本技术实施例的通过仿真获得的阵元间距与成像分辨率的关系，其中图10显示x方向上的阵元间距与成像分辨率的关系，图11显示y方向上的阵元间距与成像分辨率的关系；
[0021]图12和图13显示根据本技术实施例的通过仿真获得的阵元数量与成像分辨率的关系，其中图12显示x方向上的阵元数量与成像分辨率的关系，图13显示y方向上的阵元数量与成像分辨率的关系；
[0022]图14显示根据本技术实施例的视场角度与时延之间的关系；
[0023]图15是本技术的一个实施例的三维超声成像系统的结构示意图；
[0024]图16是本技术的一个实施例的系统接口模块的示意图；以及
[0025]图17是本技术的一个实施例的系统连接器的结构示意图。
具体实施方式
[0026]下面参照附图详细描述本技术的说明性、非限制性实施例，对根据本技术的三维超声成像导管和三维超声成像系统进行进一步说明。
[0027]在超声成像领域中，由于心腔内部空间有限，同时探头通常经过血管进入心腔内部，因此超声探头通常需要做成导管形式以便于进入心腔。由于超声导管可以进入心腔，因此可近距离进行超声成像，不需要过大的穿透深度，从而提高超声频率以实现高分辨率。此外，由于电子矩阵式换能器可以实现实时心脏三维结构的模型重构，给医生提供更加直观的诊断依据，在心脏消融领域内可以与消融导管结合，以实现精准消融定位的功能。因此，需要将小型化的超声换能器放置在超声导管的远端以实现实时的三维成像。
[0028]图1显示本技术的实施例的三维超声成像导管的结构示意图，且图2是本实用
新型的一个实施例的超声换能器的结构示意图。
[0029]具体地，三维超声成像导管100包括鞘管10、超声换能器20、手柄30和导管连接器40。鞘管10具有近端11和远端12，鞘管的管壁会通过牵引导线实现远端12的弯曲。鞘管10为进入血管的部分，超声换能器20设置在鞘管10的远端12。超声换能器20包括依次设置的换能器阵列21、柔性电路板22、芯片23和背衬24。手柄30的一端连接到鞘管10的近端11，以控制远端12的偏转。导管连接器40以通信方式分别连接手柄30的另一端和超声成像主机(图中未示出)，以实现电气及机械连接。换能器阵列21包括多个换能器阵元210(如图3中所示)，芯片23包括多个阵元控制电路25(如图5中所示)。多个阵元控制电路25以一一对应关系与多个换能器阵元210连接，以单独控制每一个换能器阵元。
[0030]在所述三维超声成像导管中，主要的超声换能器部件集中放置在鞘管10的远端12。换能器阵列可以为矩阵型换能器，可以包括压电陶瓷超声换能器(PZT)、电容式微机械超声换能器(CMUT)、压电微机械超声换能器(PMUT)或类似超声换能器。柔性电路板22设置成支撑及电气连接换能器阵列21和芯片23，并将芯片的输入输出信号传导出本文档来自技高网...

【技术保护点】

【技术特征摘要】
1.一种三维超声成像导管，其特征在于，包括：鞘管，所述鞘管具有近端和远端；超声换能器，所述超声换能器设置在所述远端，且包括依次设置的换能器阵列、柔性电路板和芯片，所述柔性电路板设置成支撑及电气连接所述换能器阵列和所述芯片；手柄，所述手柄的一端连接到所述近端以控制所述远端的偏转；和导管连接器，所述导管连接器以通信方式分别连接所述手柄的另一端和超声成像主机，其中，所述换能器阵列包括多个换能器阵元，所述芯片包括多个阵元控制电路，且所述多个阵元控制电路以一一对应关系与所述多个换能器阵元连接以单独控制每一个换能器阵元。2.根据权利要求1所述的三维超声成像导管，其中：所述柔性电路板设置有与所述多个换能器阵元以一一对应关系布置的多个过孔：所述芯片朝向所述柔性电路板的一侧设置有多个凸块：以及每一个换能器阵元通过对应的过孔与所述多个凸块中对应的一个凸块电连接，其中所述凸块连接所述多个阵元控制电路中对应的一个阵元控制电路。3.根据权利要求2所述的三维超声成像导管，其中，所述多个阵元控制电路中的每一个包括发射时延模块和接收时延模块：所述发射时延模块包括：发射时延控制器，所述发射时延控制器连接到所述超声成像主机；和高压脉冲发生器，所述高压脉冲发生器的输入端连接所述发射时延控制器、输出端连接到所述换能器阵元；或者所述接收时延模块包括：接收时延控制器，所述接收时延控制器连接到所述超声成像主机；时间增益补偿器，所述时间增益补偿器的输入端连接所述接收时延控制器；和放大器，所述放大器的输入端连接所述时间增益补偿器的输出端，所述放大器的输出端通过高压开关连接到所述换能器阵元。4. 根据权利要求1或2所述的三维超声成像导管，其中，所述超声换能器通过导管线缆连接所述导管连接器，所述导管线缆包括：微同轴电缆，所述微同轴电缆设置成传输...

【专利技术属性】
技术研发人员：吴楠，韩战波，郭胜，
申请(专利权)人：江苏霆升科技有限公司，
类型：新型
国别省市：