用于引导式超声数据采集的系统和方法

技术领域

本发明涉及超声领域，并且具体地涉及引导对超声数据的采集的领域。

背景技术

血管的完整超声检查涉及结构成像(B模式)和多普勒成像(彩色血流和/或频谱多普勒数据)的组合。专家超声医师知道在何处寻找感兴趣脉管，并且执行协调工作流程步骤组以完成检查。作为范例，在颈动脉评价的情况下，最常见的方法涉及沿着对象的颈部的初始B模式扫掠以定位动脉，识别颈动脉分叉并注释脉管壁中的任何视觉结构异常。另外，使用彩色多普勒血流测量来可视化血流异常、动脉脉动性和血流方向性。临床上，这些流程是具有在超声监测器上提供的视觉反馈(以超声图像的形式)的典型工作流程的部分。

然而，存在使用通常将在常规超声检查中使用的任何超声图像反馈不切实际的医疗保健环境和应用。此外，操作者能够在执行超声成像以便准确地放置超声传感器或进行确保所获得的数据的质量的调节方面不具备足够的技能。

在涉及连续患者监测的医学介入的背景下尤其如此，其中，超声导出的参数可以在患者监测器上提供额外的信息。例如，常规超声检查工作流程和分析在围手术期护理中是不可能的，其中，涉及非超声人员，并且其中，常规超声扫描器对于延长的、无操作者的监测是不实际的。

在超声诊断成像中，对脉管执行的典型多普勒测量由熟练的超声医师执行，其中，超声医师将测量平面定位在脉管的中间并且沿着主轴线。

然而，由非熟练的操作者将这样的平面定位在脉管中能够是麻烦的。此外，在手术室或重症监护环境中，监测器上的图像反馈可能不是可用的。因此，传感器的放置将需要在没有脉管的实际超声图像的情况下执行。

因此，需要在没有常规基于监测器的反馈的情况下引导超声传感器的放置而无需显著的额外的硬件的方式。

发明内容

本发明由权利要求限定。

根据依据本发明的一方面的范例，提供了一种用于引导对超声数据的采集的方法，所述方法包括：

从多个数据采集平面获得超声数据，所述超声数据包括多普勒超声数据；

对所述多个数据采集平面执行空间配准；

识别每个数据采集平面中的脉管的数量，其中，所述识别包括基于所述多普勒超声数据来确定所述数据采集平面内的血流的方向；

基于所述多个数据采集平面的空间辨识和每个数据采集平面中的脉管的数量来确定脉管分叉的位置；

基于所述脉管分叉的所述位置来生成引导指令，其中，所述引导指令适于指示用于获得另外的超声数据的位置。

所述方法提供了引导用户将超声换能器定位在用于血流测量的最佳位置处。

在颈动脉的范例中，最好在颈内动脉和颈外动脉的汇合处下方(即，在分叉下方)的位置处测量血流。

通过定位脉管的数量在何处从一个(颈总动脉)变为两个(内颈动脉和外颈动脉)，可以定位颈动脉的分叉。然后，这可以用于引导超声换能器在最佳位置处的放置。将多普勒超声数据包括在要评估的超声数据中使得能够在血管的识别期间校正数据采集平面内的运动。多普勒超声数据可以基于所确定的血流的方向来帮助区分视场内的某些脉管。以这种方式，血流的方向可以被用于识别视场内的某些脉管。另外，可以将来自小脉管的可忽略的血流打折扣以改进确定的准确性。

该方法可以在能够与换能器通信的任何合适的医学设备上采用。

在实施例中，所述方法还包括：

基于所述超声数据来识别脉管的中心轴线，其中：

所述引导指令还基于所述脉管的所述中心轴线；并且

所述用于获得另外的超声数据的位置包括倾斜的数据采集平面，其中，所述倾斜的数据采集平面相对于所述脉管的所述中心轴线倾斜。

以这种方式，通过倾斜的数据采集平面获得另外的超声数据。

具有相对于脉管的中心轴线倾斜的平面导致对该平面中的血流的更准确和可靠的测量。

在又一实施例中，倾斜的数据采集平面定义与所述脉管的中心轴线的10度至50度的范围内的角度。

以这种方式，可以改进在引导之后采集的另外的超声数据的准确性。

在实施例中，所述方法还包括基于所述超声数据来识别脉管横截面。

在又一实施例中，对所述多个数据采集平面执行所述空间配准是基于所识别的脉管横截面的。

在实施例中，对每个数据采集平面中的脉管的数量的所述识别基于所识别的脉管横截面。

在布置中，所述多普勒超声数据包括脉动性数据。

以这种方式，根据观察到的血流速度的变化来识别数据采集平面内的血管是可能的。

在实施例中，所述引导指令包括以下中的一项或多项：

可听指令；

视觉指令；

电子控制信号；以及

触觉指令。

这提供了可以将指令递送给用户或自动化系统的各种方式。

在实施例中，所述超声数据包括超声图像数据。

以这种方式，用户可以将超声数据视为超声图像。

根据本发明的方面的范例，提供了一种包括计算机程序代码模块的计算机程序，当所述计算机程序在计算机上运行时，所述计算机程序代码模块适于实施上面描述的方法。

根据依据本发明的一方面的范例，提供了一种适于引导对超声数据的采集的医学系统，所述系统包括：

处理器，其中，所述处理器适于：

从多个数据采集平面获得超声数据，所述超声数据包括多普勒超声数据；

对所述多个数据采集平面执行空间配准；

识别每个数据采集平面中的脉管的数量，其中，所述识别包括基于所述多普勒超声数据来确定所述数据采集平面内的血流的方向；

基于所述多个数据采集平面的所述空间配准和每个数据采集平面中的脉管的数量来确定脉管分叉的位置；并且

基于所述脉管分叉的所述位置来生成引导指令，其中，所述引导指令适于指示用于获得另外的超声数据的位置。

在实施例中，所述系统还包括与所述处理器通信的超声换能器，其中，所述超声换能器适于从多个数据采集平面采集超声数据。

在又一实施例中，所述超声换能器包括以下中的一项或多项：

线性换能器阵列；

T形换能器阵列；以及

2D换能器阵列。

线性换能器阵列提供了系统的简单实施方式。T形阵列提供了在两个正交平面中获得超声数据，而无需在采集期间手动操纵超声换能器。2D阵列提供了要自动执行的感兴趣区的完整超声扫描，并且引导可以简单地选择要在随后的数据采集中激活的换能器。

本发明的这些和其他方面将参考下文描述的(一个或多个)实施例而显而易见并将参考下文描述的(一个或多个)实施例得到阐述。

附图说明

为了更好地理解本发明并且为了更清楚地示出其可以如何被执行，现在将仅通过范例参考附图，其中：

图1示出了超声诊断成像系统以解释总体操作；

图2示出了本发明的方法；

图3示出了数据采集平面的范例；

图4示出了数据采集平面的另外的范例；

图5示出了数据采集平面的示意性表示；

图6示出了从倾斜的数据采集平面收集数据的传感器的示意性表示；

图7示出了由包括单个线性换能器阵列的传感器执行的范例工作流程；并且

图8示出了使用T形阵列和设置在传感器上的视觉指示器的引导式传感器放置的图形表示。

具体实施方式

将参考附图进行描述本发明。

应当理解，详细描述和具体范例在指示装置、系统和方法的示范性实施例时仅旨在用于图示的目的，而不旨在限制本发明的范围。本发明的装置、系统和方法的这些和其他特征、方面和优点将根据以下描述、所附权利要求和附图变为更好理解。应当理解，附图仅仅是示意性的而未按比例绘制。还应当理解，贯穿附图使用相同附图标记来指示相同或相似的部件。

本发明提供了一种用于引导超声数据的采集的方法。该方法开始于从多个数据采集平面获得超声数据并执行数据采集平面的空间配准。然后在每个数据采集平面中识别脉管的数量。然后基于数据采集平面的空间配准和每个数据采集平面中的脉管的数量来识别脉管分叉的位置。基于脉管分叉的位置来生成引导指令，其中，所述引导指令适于指示获得另外的超声数据的位置。

首先将参考图1并且着重于系统的信号处理功能来描述示范性超声系统的总体操作，因为本发明涉及对由换能器阵列测量的信号的处理。

该系统包括阵列换能器探头4，其具有用于发射超声波和接收回波信息的换能器阵列6。换能器阵列6可以包括CMUT换能器；由诸如PZT或PVDF的材料形成的压电换能器；或任何其他合适的换能器技术。在该范例中，换能器阵列6是能够扫描感兴趣区域的2D平面或三维体积的换能器8的二维阵列。在另一范例中，换能器阵列可以是1D阵列。

换能器阵列6耦合到微波束形成器12，微波束形成器12控制由换能器元件对信号的接收。微波束形成器能够对由换能器的子阵列(通常称为“组”或“片块”)接收的信号进行至少部分波束形成，如美国专利US 5997479(Savord等人)、US 6013032(Savord)和US6623432(Powers等)中所描述的。

应当注意，微波束形成器是完全任选的。另外，该系统包括发射/接收(T/R)开关16，微波束形成器12可以耦合到该开关，并且该开关在发射模式和接收模式之间切换阵列，并且在不使用微波束形成器且换能器阵列由主系统波束形成器直接操作的情况下保护主波束形成器20免受高能量发射信号影响。来自换能器阵列6的超声波束的发射由通过T/R开关16耦合到微波束形成器并且耦合到主发射波束形成器(未示出)的换能器控制器18引导，所述主发射波束形成器可以从用户对用户接口或控制面板38的操作接收输入。控制器18可以包括发射电路，所述发射电路被布置为在发射模式期间(直接或经由微波束形成器)驱动阵列6的换能器元件。

在典型的逐行成像序列中，探头内的波束形成系统可以如下操作。在发射期间，波束形成器(其根据实施方式而可以是微波束形成器或主系统波束形成器)激活换能器阵列或换能器阵列的子孔。子孔可以是较大阵列内的换能器的一维线或换能器的二维片块。在发射模式中，控制由阵列或阵列的子孔生成的超声波束的聚焦和操纵，如下所述。

在接收到来自对象的反向散射的回波信号后，接收到的信号经历接收波束形成(如下所述)，以便将接收到的信号对准，并且在正在使用子孔的情况下，然后例如由一个换能器元件对子孔进行移位。经移位的子孔然后激活，并且该过程重复，直到换能器阵列的所有换能器元件已经激活。

对于每个线(或子孔)，用于形成最终超声图像的相关联线的总接收信号将是在接收时段期间由给定子孔的换能器元件所测量的电压信号的总和。在下面的波束形成过程之后，得到的线信号通常称为射频(RF)数据。由各个子孔生成的每条线信号(RF数据集)然后经历额外的处理以生成最终超声图像的线。线信号的幅度随时间的变化将贡献于超声图像的亮度随深度的变化，其中，高幅度峰将对应于最终图像中的亮像素(或像素的集合)。出现在线信号的开始附近的峰将表示来自浅结构的回波，而逐渐出现在线信号后期的峰将表示来自对象内增加深度处的结构的回波。

由换能器控制器18控制的功能之一是波束操纵和聚焦的方向。波束可以操纵为从换能器阵列笔直向前(正交于其)，或者在不同角度处以用于更宽视场。可以根据换能器元件致动时间来控制发射波束的操纵和聚焦。

在一般的超声数据采集中可以区分两种方法：平面波成像和“波束操纵”成像。两种方法通过在发射模式(“波束操纵”成像)和/或接收模式(平面波成像和“波束操纵”成像)中波束形成的存在来区分。

首先看一下聚焦功能，通过同时激活所有换能器元件，换能器阵列生成平面波，该平面波在其行进通过对象时发散。在这种情况下，超声波的波束保持未聚焦。通过向换能器的激活引入位置相关时间延迟，能够使波束的波前会聚在期望的点处，该点称为聚焦区。聚焦区被定义为横向波束宽度小于发射波束宽度一半的点。以这种方式，改进了最终超声图像的横向分辨率。

例如，如果时间延迟使换能器元件从最外面的元件开始并在换能器阵列的(一个或多个)中心元件处结束在系列中激活，则将在距探头给定距离处形成聚焦区，与(一个或多个)中心元件一致。聚焦区距探头的距离将根据换能器元件激活的每个后续轮之间的时间延迟而变化。在波束经过聚焦区后，其将开始发散，从而形成远场成像区域。应当注意，对于定位靠近于换能器阵列的聚焦区，超声波束将在远场中迅速发散，从而导致最终图像中的波束宽度伪影。通常，由于超声波束中的大交叠，位于换能器阵列和聚焦区之间的近场示出很少细节。因此，改变聚焦区的位置会导致最终图像的质量的显著变化。

应当注意，在发射模式中，除非将超声图像划分为多个聚焦区(其中每个可能具有不同的发射焦点)，否则可以定义仅一个焦点。

此外，在从对象内接收到回波信号后，能够执行上述过程的逆过程以便执行接收聚焦。换句话说，传入信号可以由换能器元件接收并且在被传递到系统中以进行信号处理之前经历电子时间延迟。这一点的最简单范例称为延迟求和波束形成。能够根据时间动态调节换能器阵列的接收聚焦。

现在来看波束操纵的功能，通过对换能器元件正确地施加时间延迟，能够在超声波束离开换能器阵列时在超声波束上赋予期望的角度。例如，通过以在阵列的相对侧结束的顺序来激活换能器阵列的第一侧上的换能器，之后剩余的换能器，波束的波前将朝向第二侧成角度。相对于换能器阵列的法线的操纵角的大小取决于随后的换能器元件激活之间的时间延迟的大小。

另外，能够聚焦操纵波束，其中，施加到每个换能器元件的总时间延迟是聚焦和操纵时间延迟两者的总和。在这种情况下，换能器阵列称为相控阵列。

在需要用于对其进行激活的DC偏置电压的CMUT换能器的情况下，换能器控制器18可以耦合以控制用于换能器阵列的DC偏置控制45。DC偏置控制45设置施加到CMUT换能器元件的(一个或多个)DC偏置电压。

针对换能器阵列的每个换能器元件，通常称为信道数据的模拟超声信号通过接收信道进入系统。在接收信道中，部分波束形成信号由微波束形成器12根据信道数据产生，并且然后传递到主接收波束形成器20，其中，来自换能器的个体片块的部分波束形成信号被组合为完全波束形成信号，被称为射频(RF)数据。在每个阶段处执行的波束形成可以如上所述被执行，或者可以包括额外的功能。例如，主波束形成器20可以具有128信道，其中每个从几十个或数百换能器元件的片块接收部分波束形成信号。以这种方式，由换能器阵列的数千个换能器接收到的信号可以有效地贡献于单个波束形成信号。

将波束形成接收信号耦合到信号处理器22。信号处理器22能够以各种方式处理接收到的回波信号，例如：带通滤波；抽选；I和Q分量分离；以及谐波信号分离，其用于分离线性信号与非线性信号，从而使得能够识别从组织和微泡返回的非线性(基频的较高谐波)回波信号。信号处理器还可以执行额外的信号增强，例如，散斑减少、信号复合以及噪声消除。在信号处理器中的带通滤波器可以是跟踪滤波器，当从递增的深度接收回波信号时所述带通滤波器的通带从较高的频带滑动到较低的频带，从而拒绝来自更大深度的较高频率处的噪声，其通常缺乏解剖信息。

用于发射和用于接收的波束形成器以不同的硬件实施并且可以具有不同的功能。当然，接收器波束形成器被设计为考虑发射波束形成器的特性。为了简化，在图1中仅示出了接收器波束形成器12、20。在整个系统中，还将存在带有发射微波束形成器和主发射波束形成器的发射链。

微波束形成器12的功能是提供信号的初始组合，以便减少模拟信号路径的数量。这通常在模拟域中执行。

最终波束形成在主波束形成器20中完成，并且通常在数字化之后完成。

发射和接收信道使用具有固定频带的相同换能器阵列6。然而，发射脉冲占用的带宽可以根据所使用的发射波束形成而变化。接收信道可以捕获整个换能器带宽(其是经典方法)，或者通过使用带通处理，其只能提取包含期望信息(例如主谐波的谐波)的带宽。

然后，可以将RF信号耦合到B模式(即，亮度模式或2D成像模式)处理器26和多普勒处理器28。B模式处理器26对接收到的超声信号执行幅度检测以对身体中的结构进行成像，例如器官组织和血管。在逐行成像的情况下，每条线(波束)由关联的RF信号表示，其幅度被用于生成要分配给B模式图像中的像素的亮度值。图像内像素的确切位置由沿RF信号的相关联幅度测量结果的位置和RF信号的线(波束)数确定。这样的结构的B模式图像可以以谐波或基波图像模式或两者的组合形成，如在美国专利US 6283919(Roundhill等人)和美国专利US 6458083(Jago等人)中所描述的。多普勒处理器28处理由组织移动和血流产生的时间上不同的信号，以检测移动物质，例如图像场中的血细胞的流。多普勒处理器28通常包括壁滤波器，该壁滤波器具有设置成通过或拒绝从体内的选定类型的材料返回的回波的参数。

由B模式和多普勒处理器产生的结构和运动信号被耦合到扫描转换器32和多平面重新格式化器44。扫描转换器32以空间关系布置回波信号，所述回波信号根据该空间关系以期望的图像格式接收。换句话说，扫描转换器用于将RF数据从圆柱坐标系转换到适于在图像显示器40上显示超声图像的笛卡尔坐标系。在B模式成像的情况下，给定坐标处的像素的亮度与从该位置接收的RF信号的幅度成比例。例如，扫描转换器可以将回波信号布置成二维(2D)扇形格式或锥体三维(3D)图像。扫描转换器可以向B模式结构图像叠加与图像场中的点处的运动相对应的颜色，其中，多普勒估计速度产生给定的颜色。组合的B模式结构图像和彩色多普勒图像描绘了结构图像场内的组织和血流的运动。如美国专利US 6443896(Detmer)中所描述的，多平面重新格式化器将从身体的体积区域中的公共平面中的点接收的回波转换成该平面的超声图像。体积绘制器42将3D数据集的回波信号转换成投影的3D图像，如从给定参考点所查看的，如美国专利US6530885(Entrekin等人)中所描述的。体积绘制器42还可以执行分割功能，从而允许对采集的超声数据执行解剖结构分割。

2D或3D图像从扫描转换器32、多平面重新格式化器44和体积绘制器42耦合到图像处理器30，以用于进一步增强、缓冲和临时存储以显示在图像显示器40上。成像处理器可以适于从最终超声图像移除某些成像伪影，诸如：例如由强衰减器或折射引起的声学阴影；例如由弱衰减器引起的后增强；混响伪影，例如，其中，高度反射的组织界面紧密邻近定位；等等。此外，图像处理器可以适于处理某些散斑减少功能，以便改进最终超声图像的对比度。

除了用于成像，由多普勒处理器28产生的血流值和由B模式处理器26产生的组织结构信息被耦合到量化处理器34。所述量化处理器产生不同流状况的量度，例如除了诸如器官的大小和胎龄的结构测量结果外的血流的体积速率。量化处理器可以从用户控制面板38接收输入，例如图像的解剖结构中要进行测量的点。

来自量化处理器的输出数据耦合到图形处理器36，以用于在显示器40上与图像一起再现测量图形和值，并且用于从显示设备40的音频输出。图形处理器36还可以生成图形叠加，以用于与超声图像一起显示。这些图形叠加可以包含标准识别信息，例如患者姓名、图像的日期和时间、成像参数等。出于这些目的，图形处理器从用户接口38接收输入，诸如患者姓名。用户接口还耦合到发射控制器18，以控制生成来自换能器阵列6的超声信号，并且因此由换能器阵列和超声系统产生的图像。控制器18的发射控制功能仅是所执行的功能之一。控制器18还考虑操作模式(由用户给定)以及接收器模数转换器中的对应的所需的发射器配置和带通配置。控制器18可以是具有固定状态的状态机。

用户接口还耦合到多平面重新格式化器44，以用于选择和控制多幅多平面重新格式化(MPR)图像的平面，其可以用于在MPR图像的图像场中执行量化的量度。

图2示出了用于引导超声数据的采集的方法100。

所述方法在步骤110中开始，其中，从多个数据采集平面120获得超声数据。

在步骤125中，对多个数据采集平面执行空间配准。换言之，确定每个数据采集平面相对于其他数据采集平面的位置。可以基于在数据采集平面中识别的脉管横截面来执行空间配准。备选地，可以将标记放置在对象上，然后可以使用所述标记来识别数据采集平面的位置。可以用于相对于解剖结构的平面配准的另外的备选方案可以包括位置传感器、加速度计、陀螺仪、EM跟踪传感器、光学跟踪传感器等。

在步骤130中，在每个数据采集平面中识别脉管140的数量。在图2所示的范例中，数据采集平面120中的两个包含一个脉管140，并且一个数据采集平面包含两个脉管。

可以以多种方式识别每个数据采集平面中的脉管。例如，脉管的数量的识别可以包括识别基于超声数据来识别脉管横截面。

超声数据可以包括各种数据。例如，超声数据可以包括超声图像数据，该超声图像数据然后可以用于将数据采集平面表示为2D超声图像。另外，可以采用图像分割来辨识并识别脉管横截面。

超声图像数据可以包括结构B模式数据，该结构B模式数据可以不作为图像被显示给用户，但是可以在超声系统内部的过程中被采用。

另外，超声数据可以包括多普勒超声数据。在这种情况下，每个数据采集平面中的脉管的数量的识别可以包括基于多普勒超声数据来确定数据采集平面内的血流的方向。

数据采集平面内(并且更具体地，数据采集平面的给定区内)的血流的方向可以用于识别脉管。例如，在数据采集平面位于对象的颈部处的情况下，可以通过其相反的流动方向来识别两个脉管(颈动脉和颈静脉)。

另外或备选地，超声数据可以包括表示给定脉管内的血流速度的差异的脉动性数据。在脉动性数据的范例中，可以通过将捕获的脉动性数据匹配到已知的脉动性曲线(诸如颈动脉或颈静脉的典型脉动性曲线)来识别脉管。

超声图像数据(B模式数据)和多普勒(彩色)数据的组合可以被称为基于双重数据的脉管识别。

下面进一步讨论脉管识别的各种方法。

在步骤150中，基于超声数据和每个数据采集平面中的脉管的数量来确定脉管分叉的位置。

例如，可以基于存在于数据采集平面中的脉管的数量的变化来识别分叉的位置。如图2所示，数据采集平面中的脉管的数量从两个脉管变为一个脉管，意味着在数据采集区域内可能存在脉管分叉。可以通过使用多普勒彩色超声数据、脉动性数据或另外的超声图像数据来确认脉管分叉的存在。

在步骤160中，基于脉管分叉的位置生成引导指令，其中，引导指令适于指示获得另外的超声数据的位置。下面进一步讨论引导指令的范例。

该方法可以在超声系统(例如上面参考图1描述的系统)内执行。然而，该方法也可以在能够接收超声数据的任何设备上采用。例如，超声探头可以用于采集超声数据，所述超声数据然后可以被提供给单独的患者监测器来执行上面描述的方法。可以通过任何合适的通信模块来提供数据。

图3和图4示出了数据采集平面的范例，其中，超声数据包括B模式数据和多普勒彩色数据形式的超声图像数据两者。在该范例中，线性超声换能器阵列200被用于采集与用户的颈动脉210有关的数据。示出了当前数据采集平面220和所述平面内的脉管横截面230。

在图3中，换能器阵列200被放置在颈动脉的上部分附近，并且被移动(其可以是被引导的移动)以找到多个脉管。在这种情况下，脉管寻找算法基于B模式图像数据和彩色多普勒数据流的组合240，其中，形状辨识可以被应用于B模式数据和彩色数据两者。以这种方式，基于B模式数据或彩色数据中的大致圆形或椭圆形形状来识别颈内动脉ICA、颈外动脉ECA和颈静脉JV是可能的。

B模式数据和彩色数据可以用于将动脉和静脉彼此区分开。另外，实施使用关于相对于超声传感器的流动方向的信息在动脉和静脉之间进行区分的硬件实施方式是可能的。在这种情况下，换能器阵列的放置应当以可以在传感器上指示的相对于正被成像的脉管的特定取向来实现。通过分析彩色流信息，然后可以分开多个脉管以及其类型，诸如动脉和静脉。

通过范例，可以根据以下步骤来识别脉管。首先，将彩色多普勒血流图像转换到HSV(色调、饱和度、值)空间，并且通过将阈值饱和度应用于HSV空间来将图像转换为二值图像。然后通过填充图像中的孔来预处理二值图像，并且通过连接成分分析来选择图像内具有最大面积的区域。

从选定的区域的质心识别脉管的中心，并且分析选定的区域的RGB图案以区分脉管内的层流和湍流流动。实际上，取决于医学应用，该信息可以用作维持当前位置或移动远离分叉移动的引导。然后根据多普勒彩色信号计算脉动性量度，以确认信号是来自给定的脉管，例如动脉。

在图4中，换能器阵列被移动到分叉区的相对侧。理想地，表示脉管的一个椭圆形此刻将在彩色多普勒数据流中。如图4所示，如果颈静脉在视场中，可以如上面描述区分颈静脉并拒绝进行测量。

图5示出了用于跟随引导指令获得另外的超声数据的数据采集平面的示意性表示。

在该范例中，图2所示的方法还包括基于超声数据来识别脉管的中心轴线300。如上面讨论的，超声数据可以包括超声图像数据、彩色多普勒数据或脉动性数据中的一个或多个。

因此，用于定位用于另外的超声数据采集的位置的引导指令也可以基于脉管的中心轴线。在图5所示的范例中，获得另外的超声数据的位置包括倾斜的数据采集平面310，其相对于脉管的中心轴线倾斜角度α。角度α可以在与脉管的中心轴线的10至50度(例如在15与45度之间)的范围内。

以这种方式，用于采集超声数据的超声传感器不需要以给定的特定角度与脉管对准，这在实践中可能难以实现。相反，传感器可以相对于脉管的中心轴线以在10至50度范围内的角度被放置，并且实现最佳的数据采集结果。以这种方式，传感器的定位朝向患者运动变得非常鲁棒，并且不易受与常规超声数据采集方法相同的灵敏度的影响。另外，对以特定取向放置传感器的要求的消除减少了适当地定位用于数据采集的探头所需的时间和技能。

探头的取向的角度可以由超声系统基于脉管的椭圆形状来确定。例如，薄椭圆形可以指示小角度α；而接近圆形形状可以指示更大的角度α。

图6示出了从倾斜的数据采集平面310收集数据的传感器200的示意性表示。在这种情况下，与脉动性数据360的曲线图一起采集组合的彩色多普勒和B模式数据350。

脉动性数据的曲线图示出了脉管内的血液速度(在y轴线上)对时间(在x轴线上)的曲线。如从曲线图可以看出的，曲线覆盖大约七个心动周期，其中，每个峰表示心脏的收缩。脉动性数据可以用于脉管的识别。

总的来说，上面提出的算法适合于实时监测表示脉管内的血液速度和流量的完整的心跳到心跳波形。该方法与实时分割一起提供了监测通过血管的流动。

如上面讨论的，通过传感器采集超声数据。存在可以用于收集如上面描述的超声数据的传感器的多种实施方式。例如，传感器可以包括：线性换能器阵列；被布置为使得一个阵列的成像平面与另一个阵列正交的两个线性换能器阵列；或2D阵列。

被提供给用户的引导可以以间接方式被提供。换言之，系统可以分析超声数据，并且通过与传感器分开的引导模块生成引导信号。例如，在生成视觉引导信号的情况下，可以在屏幕上显示指示用户应当移动传感器的方向的箭头。

备选地，用于向用户提供引导的模块可以被包括在传感器本身中。例如，传感器可以适于生成以下中的一个或多个以引导用户：可听指令；视觉指令；电子控制信号；以及触觉指令。

图7示出了如由包括单个线性换能器阵列的传感器执行的上述方法的范例工作流500，所述单个线性换能器阵列可以是超声片块的形式。

最初，使用超声片块从多个数据采集平面采集超声数据。在图7所示的范例中，第一数据采集平面510包括通过三个圆圈示出的三个脉管，并且第二数据采集平面520包括通过两个圆圈示出的两个脉管。

然后对数据采集平面执行脉管识别530。可以如上面描述的那样执行脉管识别。在图7所示的范例中，感兴趣脉管是颈动脉，其由黑色圆圈指示，并且忽略其余的脉管，其在这种情况下是颈静脉。可以通过彩色多普勒数据和/或脉动性数据确定第一数据采集平面中的两个动脉和第二数据采集平面中的一个动脉形成总脉管的部分。换言之，可以确定在第一数据采集平面和第二数据采集平面之间存在脉管分叉。

然后可以通过沿着脉管移动传感器来执行扫掠540，从而更详细地绘制出脉管和分叉。

然后由用户利用由指示器提供的引导来应用超声片块。如所述的，指示器可以被提供在片块上、以及或代替地被显示在远程监测器上。引导基于双重超声数据，即B模式数据和彩色多普勒数据的组合。使用双重数据，工作流程步骤还确保片块被很好地放置在分叉下方，使得仅一个感兴趣脉管横截面存在于数据采集平面中，如平面550所示。例如，片块可以放置在分叉下方2cm处。这确保了在估计流动参数时最小化分叉附近的湍流流动的效应。

然后，感兴趣脉管在数据采集平面中居中，如平面560所示。最后，旋转片块，使得沿着脉管的长度的视图是可用的，而非横截面。长度视图可以是完整视图570或部分视图580，其然后可以通过放置引导或通过图像校正来进行校正。备选地，局部视图580对于预期目的可能是足够的，意味着该视图可以充当线性阵列的最终位置。

在视觉反馈的情况下，传感器可以被提供有一个或多个LED，其可以向用户提供关于应当如何移动传感器的视觉信号。在可听指令的情况下，可以提供一个或多个扬声器来向用户提供可听指令。在使用触觉反馈的情况下，片块可以被提供有一个或多个振动模块，其(去)激活以提供可以被用户解读的触觉指令。在电子指令信号的范例中，反馈可以被提供给远程数字模块，诸如监测器，其然后以合适的形式向用户呈现指令。

图8示出了使用T形阵列和设置在传感器上的视觉指示器来引导传感器放置的图形表示600。

示出了紧邻感兴趣脉管620放置的传感器610。传感器包括第一换能器阵列630和第二换能器阵列640，在这种情况下第一换能器阵列630生成脉管的横截面视图，第二换能器阵列640与第一换能器阵列正交地布置。传感器片块还可以包括另外的换能器阵列。

另外，传感器包括平移视觉指示器650和旋转视觉指示器660。在操作中，可以照明平移视觉指示器以向用户提供在所指示的方向上移动片块的引导信号。类似地，可以照明旋转视觉指示器以向用户提供使片块在所指示的方向上旋转的引导信号。

在图8所示的范例中，传感器被放置为使得第一换能器阵列捕获包括感兴趣脉管的不完整视图670的数据采集平面。可以通过合适的用户输入(例如位于传感器片块上的按钮)来初始化传感器。

可以首先仅激活第一换能器阵列，以便实现感兴趣脉管的完整横截面视图。备选地，可以同时激活第一换能器阵列和第二换能器阵列两者。

在这种情况下，超声传感器片块捕获双重(B模式和彩色多普勒)数据，其可以被流式传输到所连接的超声系统的处理器(在图1的说明性范例中，图像处理器30可以执行该功能)。

如上面描述的分割算法(在图1的图示性范例中，分割功能可以由单独的单元、体积绘制器42或由接收超声图像数据的相同处理器30来执行)被用于检测彩色血流数据上的数据采集平面内的脉管(例如，通过搜索脉管的圆形外观)。如果脉管表现为两个分割区域，那么片块在分叉上方。图8所示的范例中的目标是将片块放置在作为单个脉管的颈总动脉上的分叉下方。如果检测到颈总动脉，则指示器传递该步骤的成功完成。如上面讨论的，分割可以在彩色和/或B模式数据上。

在该实例中，脉管的初始视图不完整。因此，可以在传感器片块上激活平移视觉指示器，从而引导用于将片块移动到脉管680的完整视图。

为了确保分割区域690确实是期望的脉管，诸如动脉而不是静脉或噪声伪影，传感器也可以捕获脉动性数据。可以使用脉动流来确认信号来自期望的脉管。

当捕获期望脉管的完整横截面时，控制开关可以激活第二换能器阵列640以开始沿着脉管的长度流式传输双重超声数据。

算法寻找跨越整个数据采集平面的流动的圆柱形外观。如果经分割的脉管不跨越数据采集平面的侧面，则可能存在传感器片块沿着脉管700的长度的角度未对准。适当的旋转视觉指示器可以被用于引导用户旋转片块并最大化超声数据中的脉管的圆柱形外观。应当注意，数据不需要对用户可见，而是可以由算法在系统内执行。一旦实现了期望视图710，指示器就可以发信号指示正确角度对准的实现。期望视图710可以根据给定应用而变化。例如，导致长椭圆形而非完整圆柱体的脉管的视图可能是足够的。因此，期望视图可以包括脉管的视图的范围。

切换回到第一换能器阵列的横截面视图，算法可以检查脉管是否仍然在视图的中心。肯定确认指示第二换能器阵列的元件与脉管的中心轴线对准。否则，算法可以利用适当的指示器引导用户移动传感器片块来实现此。然后，用户可以激活按钮以发信号指示片块放置的完成，并且可以进行上面描述的各种数据采集方法。

超声传感器片块可以是可以被暂时固定到对象的可穿戴片块，从而允许它们在片块操作时自由移动。

在另一范例中，片块可以包括能够执行3D超声成像的换能器元件的2D阵列。在这种情况下，x平面可以用于以与上面描述的第一换能器阵列类似的方式帮助脉管对准。建议x平面，而不是使用全2D阵列，因为这减少了对准片块所需的信道的数量，这降低了功耗和数据速率，和/或允许更高的帧速率。在这种情况下，片块可以被简单地放置在感兴趣区上，而无需片块的迭代移动或调节。可以激活阵列的所有元件以找到与脉管轴线最佳对准的元件的子集。在这样的范例中，片块放置将不需要(或需要最少)训练或专业知识。

在另外的范例中，图8中描述的传感器片块的线性换能器阵列可以用1.5D换能器元件来代替，这将增加数据采集平面的视场，并且可以最小化搜索脉管和/或将传感器片块与脉管对准所需的迭代。

通过研究附图、公开内容和从属权利要求，本领域技术人员在实践所请求保护的本发明时，能够理解并实现所公开的实施例的变型。在权利要求中，“包括”一词不排除其他元件或步骤，并且词语“一”或“一个”不排除多个。单个处理器或其他单元可以履行在权利要求中记载的若干项的功能。尽管在互不相同的从属权利要求中记载了特定措施，但是这并不指示不能有利地使用这些措施的组合。计算机程序可以存储/分布在合适的介质上，例如与其他硬件一起或作为其他硬件的部分提供的光学存储介质或固态介质，但是计算机程序也可以以其他形式分布，例如经由互联网或其他有线或无线的电信系统分布。权利要求中的任何附图标记不应被解释为对范围的限制。