超声波医学换能器(“换能器”)用于观察患者的体内器官。换 能器的超声波范围主要由其下限描述：20kHz，这个下限是人类大致可 听到的最高频率。换能器发射超声波脉冲，这些超声波脉冲回射(即 反射)、折射或由患者体内的结构所吸收。所反射的回声由换能器接 收，且所接收的信号被转变成显示在射频设备上的图像。这种转变可 以进行，因为来自体内器官的反射的强度根据邻近的结构之间的“声 阻抗，，变化。组织的声阻抗与其强度有关；两个邻近的组织之间的声 阻抗的差异越大，它们的界限的反射性就越大。
超声波束的频率对图像的分辨率和换能器的穿透能力均有影响。 频率较高的超声波具有较长的近场(即声束路径中的区域，在这种区 域中，射束的直径随着距换能器的距离的增加而降低)和在远场(即 声束路径中的区域，在这种区域中，射束的直径随着距换能器的距离 的增加而增加)中的较少发散。因此，频率较高的超声波允许小型结 构的更大分辨率。不过，高频率超声波的穿透能力较低，因为它们的 能量被患者体内的软组织吸收并散射。另一方面，频率较低的超声波 具有较大的穿透深度，但接收到的图像不太清楚。用于人体内部器官 的成像(利用声波)的常规频率范围通常在从约3MHz至约5MHz之 间。
通常使用两种类型的分辨能力：侧向分辨能力和轴向分辨能力。 侧向分辨能力是分辨并排物体的能力，正如前面所描述的那样，这种 分辨能力受到频率的成比例影响(频率越高，侧向分辨能力越高)。 频率较高的换能器用于婴儿和儿童，因为不太需要深的穿透，而且可 用较大的侧向分辨能力观察较小的结构。较低的频率用于成人，成人 的体内结构较大，并且更需要深度穿透。当然，在确定要使用的适当 的频率时，要进行观察的结构、组织或器官(和成像的精确目的)比 治疗对象的年龄更重要。例如，对成人进行的诊断性胸部成像可能要 求约7MHz或更高的频率。轴向分辨能力是分辨叠放物体的能力。由 于这与深度穿透有关，所以轴向分辨能力与换能器的频率成反比(取 决于患者的大小)。在大的患者中，频率较高的射束由最接近于换能 器的物体快速吸收，从而降低深度穿透和轴向分辨能力。
希望超声波系统以最高频率(出于前面所讨论的原因)和最大声 强度运行。将声强度最大化通过增加深度穿透和将信噪比(SNR)最 大化来提高成像性能。不过，较高的频率和较大的声强度致使换能器 变热，而且对与患者相互作用的换能器的表面温度有规章限制(和实 际限制)。特别地，通常认为对换能器的患者接触表面的温度上限为 约41℃或高于环境温度16℃。
换能器表面的热由发生在换能器的压电元件中的电声能转换过程 和穿过和/或邻近于换能器材料(和患者)的声能产生。现已开发出不 同的方法和系统来应对这种发热问题，而且可将这些方法分成两种类 型：主动类型和被动类型。被动方案利用冷却机理，即将散出的热尽 可能多地散发到换能器表面区域。由换能器阵列所产生的热通常由固 体热导体吸收，然后，所捕获的热通过热对流移动到换能器的外壳中， 热在该外壳散发到周围的大气中。理想的是，这种外部热对流表面会 包括换能器的这个外部表面区域。
被动热逸散系统的一个示例是美国专利No.5,213,103(’103专 利)，该专利通过参考整体地结合在本发明之中。将换能器内部的散 热装置置于换能器10内并位于压电元件之后，这些压电元件在面14 (即患者接触表面)中，面14在换能器10的头部12上。这种散热装 置延伸换能器的整个长度并将热穿过头部12传导离开面14而到达手 柄16和电力电缆18的侧面。热导环氧树脂用于将这种散热装置附到 换能器外壳并将热从散热装置传导至换能器外壳。
被动热逸散系统的另一个示例是美国专利No.5,555,887(’887专 利)，该专利通过参考整体地结合在本发明之中。’887专利通过将铝 箔嵌入换能器阵列前面的声透镜材料中来将热逸散用于内窥超声波换 能器。热由铝箔传导至散热装置，这种散热装置位于离开探针的患者 接触表面的位置。美国专利No.5,721,463(’463专利)描述了一种被动 热逸散系统，这种被动热逸散系统利用同轴电缆束将热从探针的面排 出，该专利通过参考整体地结合在本发明之中。
虽然这些被动散热装置有效，但它们也增加了换能器的总体热逸 散阻力。对于大多数换能器而言，主要限制在于，即便是将热均匀地 散布在外壳表面上，热也仅耗费换能器的驱动功率的一些瓦特来使换 能器表面的平均温度升高，而这种高的温度对于患者或者超声医生来 讲均是不可接受的。在这些情形中，尤其是对具有小的表面区域的小 型换能器而言，就会发现由于过高的温度而不能够以允许的声强度限 制来进行操作。
另一方面，主动方案利用主动冷却装置，如循环制冷剂系统。一 个示例是美国专利No.5,560,362(’362专利)，该专利描述了一种热逸 散系统，在这种系统中，抽运或增压装置主动循环电缆中的气体或液 体制冷剂，该电缆的一部分在换能器阵列附近，该专利通过参考整体 地结合在本发明之中。这种系统可以是单通、多通或闭环循环系统， 且制冷剂可穿过热交换器、热管、热电冷却器、蒸发器/冷凝器系统和/ 或相变材料。
有几种不同的超声波冷却系统，这些系统利用来自置于换能器内 部或附近的温度传感器的反馈来监测或控制换能器的温度。若确定患 者接触表面温度处于或接近安全阈值温度，则进入换能器的功率就会 受到限制，以减少热量，热接着会对超声波图像质量造成影响。希望 尽可能精确地测量患者接触表面的温度，这样就能够在可获取的最大 功率操作换能器，以产生最佳的可能的图像质量。
美国专利No.6,210,356(’356专利)公开了一种利用反馈控制的超 声波换能器冷却系统，该专利通过参考整体地结合在本发明之中。’356 专利涉及一种导管，这种导管向患者体内的位置提供作为治疗的超声 波能(还可能有药物)。因此，在’356专利中，超声波换能器并不进 行成像或感测。将温度传感器置于超声波换能器附近的导管的表面涂 层中，以提供导管外表面上的温度测度。这种测度用作用于超声波换 能器的功率电路的反馈控制信号。在使用者设定了预定温度之后，功 率电路在所测得的温度高于或低于预定温度时以相同的比例减少或增 加功率。在’356专利中所描述的系统还包括安全控制逻辑，这种安全 控制逻辑检测温度传感器的温度何时已超过安全阈值。当这种情况发 生时，这些功率电路停止向超声波换能器提供功率。不过，对于超声 波成像/测量用途来讲，这种反馈控制系统可能并不适合。
虽然在超声波治疗期间突然关闭动力可能不会造成损坏，但在成 像/测量期间突然关闭动力可能会有危险(例如，外科处置期间的突然 断电是危险的)。即便是在无危险时关闭成像也会使图像数据的诊断 和分析更加困难。
前面所描述的现有技术中的系统一直将温度传感器置于换能器内 部或附近并距患者接触表面一定的距离。这样，温度传感器的温度就 有可能与患者接触表面的温度不同。现已开发出算法来预测患者接触 表面的温度。对于一组环境条件而言，这些算法是正确的。若条件不 同于用于开发算法的条件，则这种系统就不会正确地预测患者接触表 面的温度。
虽然在超声波医学换能器中已进行了各种改进，但在本领域中仍 需要提供超声波医学换能器、系统和方法，这些超声波医学换能器、 系统和方法带有优化的温度测量，以更精确地检测患者接触表面的温 度，以提供最佳的可能的图像质量，而减少对患者安全的危害。

本发明涉及具有优化的温度测量的超声波医学换能器、超声波成 像系统和超声波患者安全反馈方法。
根据本发明的实施例，提供一种医学超声波换能器，这种医学超 声波换能器包括：声窗，这种声窗用于在患者接触表面接触患者，以 形成患者的图像；以及，至少一个温度传感器，该至少一个温度传感 器位于声窗中，以在患者接触表面确定患者接触温度。
根据本发明的另一个实施例，提供一种医学超声波成像系统，这 种医学超声波成像系统包括：超声波换能器，这种超声波换能器包括 (i)声窗，这种声窗用于在患者接触表面接触患者，以形成患者的图 像；以及(ii)至少一个温度传感器，该至少一个温度传感器位于声窗 中，以在患者接触表面确定患者接触温度；以及，控制器，这种控制 器用于按照预定的患者接触温度控制超声波换能器的功率成像模式。
根据本发明的再一个实施例，提供一种利用医学超声波成像系统 形成患者的图像的方法，这种成像系统包括超声波换能器，这种超声 波换能器包括具有患者接触表面的声窗和位于声窗内的至少一个温度 传感器，这种方法包括：将声窗的患者接触表面与患者接触，以形成 患者的图像；从该至少一个温度传感器在患者接触表面确定超声波换 能器的患者接触温度；以及，按照所确定的患者接触温度控制超声波 换能器的功率成像模式。
附图说明
考虑下面的详细描述并结合附图，本领域中熟练的技术人员就会 明白本发明的特征和优点，在这些图中：
图1是超声波成像系统的示范性超声波医学换能器；
图2A至图2F是示于图1中的声窗的示范性分解构造，该声窗包 括至少一个层和至少一个温度传感器；
图3是超声波医学成像系统的示范性框图，该超声波医学成像系 统包括示于图1中的超声波医学换能器；
图4是患者安全反馈方法的示范性流程图，这种方法在示于图3 中的超声波医学成像系统内以预定温度重置成像模式；
图5是患者安全反馈方法的示范性流程图，这种方法在示于图3 中的超声波医学成像系统内通过用户输入重置成像模式；
图6是患者安全反馈方法的示范性流程图，这种方法将成像模式 重置到基本成像模式，或者在已在示于图3中的超声波医学成像系统 中将成像模式重置到基本模式时降低超声波医学换能器的发送电压；
图7是患者安全反馈方法的示范性流程图，这种方法通过用户输 入设置或重置成像模式。

本发明涉及具有优化的温度测量的超声波医学换能器、超声波成 像系统和超声波患者安全反馈方法。虽然不同实施例中的实施方法的 细节不同，但本发明并不仅限于任何特定类型的超声波换能器或任何 特定的成像模式。温度感测元件(传感器)在根据图1至图2F的超声 波医学换能器的声窗中的位置为在患者接触表面的温度的精确测量做 准备，以根据图4至图7中的不同患者安全反馈方法准确地控制换能 器的温度。应将示于图3中的超声波医学成像系统的每个功能性模块 理解为所指定的功能或功能的组合的抽象概念，且可将每个功能性模 块根据需要进行组合或进一步分隔，以实现特别的实施例。这些功能 可在软件、硬件或它们的组合中实现。超声波成像系统还可包括本领 域中公知的被动或主动热逸散方法和系统。
图1示出了结合下面的图3所示出的和描述的超声波成像系统的 示范性超声波医学换能器130。超声波医学换能器130(以下称为“换 能器”)包括至少一个温度感测元件110(以下称为“传感器”)和声 窗120，传感器110用于测量温度，且声窗120提供用于形成患者图像 的患者接触表面。电路140将温度读数从传感器110传递到控制器(或 处理器)，这种控制器(或处理器)控制换能器的总体运行，正如在 下面参考图3至图7更详细地描述的那样。互联体150将换能器固定 到电缆(未示出)，以将换能器与结合下面的图3所示出的和描述的 超声波成像系统互联。正如将在下面参考图2A至图2F更加详细地描 述的那样，传感器110(或如参考图2D至图2F所描述的那样的多个 传感器110A、110B)位于声窗120中，以为患者接触表面的温度的精 确测量做准备并且减少对患者安全的损害。声窗120可以是提供适当 的声特性以穿过声窗120传输声能的多种构造和材料中的任何一个。 声窗120的构造可包括如在下面参考图2A至图2F所描述的一层、两 层或三层构造。温度感测元件可以是用于提供声窗120的患者接触表 面的精确温度读数的任何传感器，但足够地小以减少对穿过声窗120 的声能传输的干扰或阻碍，这种干扰或阻碍可对声成像质量造成负面 或有害影响。可接受的传感器110或(示于图2D至图2F中的传感器 110A、110B)的大小与穿过声窗120传输的声能的波长有关。更明确 地来讲，优选传感器是波长的一小部分，以减少从传感器的能量反射 和散射并减少对声图像的干扰。
进一步参看图1，在对特定超声波成像系统的要求的基础上确定传 感器110在声窗120中的位置。更明确地来讲，用于特定用途的传感 器110有最适合的几个位置。所有位置的共同目的在于减少对穿过声 窗120的声能传输的干扰并测量声窗120中的热点的温度。换能器130 的热点通常在穿过声窗120传输声能的区域的中心。将传感器110定 位于声窗120的边缘确保传感器对声成像质量的干扰最小。或者，将 传感器110定位于声窗120的中心可提供最佳总体温度读数，而造成 干扰的危险很小。若传感器的大小是穿过声窗120传输的声能的波长 的一小部分，则可能对声成像质量构成干扰的危险就减小。此外，在 球形声窗构造中，应确定传感器110的位置，以避免牙咬合，这种牙 咬合是球形声窗构造中来自换能器阵列(未示出)的声能干扰。在声 窗120中可有往往提供有利的测量值的多个偏心位置。例如，在声窗 120中可有偏心位置，在该位置中，超声波芯片(未示出)产生热点。 热点的测量确保对声窗的最热位置进行测量以提高患者的安全性。此 外，在所称的“易操纵CW模式”中使用超声波成像换能器时，将传 感器110从该中心偏移会带来好处，在这种模式中，换能器130的一 半用于传输超声波能，且另一半用于接收超声波能。传输侧往往会比 接收侧热。因此，将传感器110定位于传输侧上方往往会提供换能器 130的最热区域的精确测量。
正如前面参考图1所提及的那样，传感器110可以是减少对穿过 声窗120的超声波能传输的可能的干扰或阻碍的任何传感器。传感器 110可以是热敏电阻器、热电偶、电阻温度探测器(RTD)、利用热色 液晶(thermalchromic liquid crystal)的光纤传感器或任何上述传感器 中的两个或更多(若多个传感器用作示于图1中的换能器130中)。 优选传感器110是负温度系数(NTC)热敏电阻器(陶瓷半导体)。 虽然NTC热敏电阻器可以以玻璃丸、盘、片等的形式，但优选NTC 热敏电阻器是直径约为0.005英寸的丸。NTC热敏电阻器的与增加温 度有关的在电阻中的相对较大的变化为对温度变化的快速回应做准 备，这尤其有利于下面参考图4至图7所描述的患者安全反馈方法。 此外，NTC热敏电阻器的的小尺寸减少了对超声波能的阻碍，从而产 生改进的声成像质量。
图2A示出了示于图1中的声窗120的示范性构造，这种声窗120 包括在一层构造中的单传感器。在这种构造中，传感器110嵌入一层 声窗250中。将会注意到，根据前面结合图1所描述的目的确定传感 器110的位置，即减少对穿过一层声窗250的超声波能的传输的干扰 并测量一层声窗250中的热点的温度。在这种构造中，一层声窗250 是可浇铸塑料，如RTV(室温硫化)有机硅、聚氨酯或环氧树脂。可 通过利用适当的注模、在模腔中恰当地定位传感器并将窗材料注入模 腔中来在制造过程期间将传感器110嵌入可浇铸塑料中。硬塑料也可 用在这种构造中。通常可通过在制造过程期间注模来将传感器110嵌 入硬塑料中。柔性电路140通过电触点将传感器110与控制器(或处 理器)互联，如在下面通过参考图3所描述的那样。本发明还构思出 提供用于声能传输的适当的声性能并足以耐受环境因素的其它材料如 聚氨酯也可用于一层声窗250。
图2B示出了示于图1中的声窗120的另一种示范性构造，这种声 窗120包括在多层构造中的单传感器。在这种构造中，声窗包括外层 210、芯220、传感器110和柔性电路140。外层210提供用于在超声波 成像期间接触患者的患者接触表面。外层210用可耐受环境的材料制 成，优选不透水聚合物材料，如聚乙烯、聚酯或聚酰亚胺。芯层220 是基于其声性能即声阻和声速所选择的弹性材料(即“弹性体”)。 一般来讲，可以使用任何热塑弹性体。优选这种弹性体是SEBS (Styrene-ethylene-butylene-styrene，苯乙烯-乙烯-丁烯-苯乙烯嵌段共 聚物)或PEBAX(poly-ether-block-amide，聚醚嵌段酰胺)。传感器 110位于芯层220与外层210之间。外层210提供将芯层220与外部环 境隔离的环境阻挡层。将会注意到，芯层220还可以是可浇铸塑料或 硬塑料，如前面参考图2A所描述的那样。柔性电路140通过电触点将 传感器110与控制器(或处理器)互联，如在下面通过参考图3所描 述的那样。
图2C示出了示于图1中的声窗120的再一种示范性构造，这种声 窗120包括在另一种多层构造中的单传感器。在这种构造中，声窗包 括外层210、芯220、传感器110、柔性电路140和内层230。正如在前 面所描述的那样，外层210提供用于在超声波成像期间接触患者的患 者接触表面。外层210和芯层220用前面通过参考图2B所描述的材料 制成。内层230用聚酯材料制成，如Dupont Teijin Films公司生产的 Mylar。不过，在这种构造中，传感器110位于内层230与芯层220之 间。内层230和外层210提供将芯层220与外部环境隔离并与示于图1 中的换能器130的内部隔离的环境阻挡层。芯层220还可以是可浇铸 塑料或硬塑料，如前面参考图2A所描述的那样。柔性电路140通过电 触点将传感器110与控制器(或处理器)互联，如在下面通过参考图3 所描述的那样。
图2D示出了示于图1中的声窗120的再一种示范性构造，这种声 窗120包括在单层构造中的多个传感器。在这种构造中，传感器110A、 110B嵌入一层声窗250中。根据前面结合图1所描述的目的确定温度 传感器110A、110B在一层声窗250中的位置，即减少对穿过一层声窗 250的超声波能的传输的干扰并测量一层声窗250中的热点的温度。虽 然在图2D中示出了两个传感器，但本发明还构思出，可在特定要求的 基础上提供任何数量的传感器。声窗是浇铸塑料或硬塑料，如前面参 考图2A所描述的那样。虽然为了清楚和简短起见在图中将柔性电路 140示出为通过电触点240将互联传感器110A如在下面通过参考图3 所描述的那样与控制器(或处理器)互联，但将会理解，通常可提供 另外的柔性电路以用于传感器110B并用于所提供的其它任何传感器。 正如前面所提及的那样，本发明还构思出提供用于声能传输的适当的 声性能并足以耐受环境因素的其它材料也可用于一层声窗250，尤其是 如参考图2A所描述的那样。可将来自多个感器110A、110B的温度测 量值平均，以提供平均温度。或者，可将多个传传感器110A、110B中 的一个传感器的最大温度读数用作温度测量值。最后，初级传感器可 用于温度测量并结合多个传感器110A、110B的其它传感器，这些传感 器在传感器故障的情况下提供温度测量冗余。
图2E示出了示于图1中的声窗120的再一种示范性构造，这种声 窗120包括在多层构造中的多个传感器。在这种构造中，声窗包括外 层210、芯220、传感器110A和110B和柔性电路140。外层210提供 用于在超声波成像期间接触患者的患者接触表面。外层210和芯层220 用前面通过参考图2B所描述的材料制成。传感器110A、110B位于外 层210与芯层220之间。外层210提供将芯层220与外部环境隔离的环 境阻挡层。正如前面参考图2D所描述的那样，可将多个传感器110A、 110B平均，以提供平均温度。或者，可将多个传传感器110A、110B 中的一个传感器的最大温度读数用作温度测量值。最后，初级传感器 可用于温度测量并结合多个传感器110、110B的其它传感器，这些传 感器在传感器故障的情况下提供温度测量冗余。
图2F示出了示于图1中的声窗120的再一种示范性构造，这种声 窗120包括在另一种多层构造中的多个传感器。在这种构造中，声窗 包括外层210、芯220、传感器110A和110B、柔性电路140和内层230。 外层210提供用于在超声波成像期间接触患者的患者接触表面。外层 210和芯层220用前面通过参考图2B所描述的材料制成。内层230用 通过参考图2C所描述的材料制成。传感器110A、110B位于内层230 与芯层220之间。内层230和外层210提供将芯层220与外部环境隔离 并与示于图1中的换能器130的内部隔离的环境阻挡层。如前面参考 图2D所描述的那样，可将来自多个感器110A、110B的温度测量值平 均，以提供平均温度。或者，可将多个传传感器110A、110B中的一个 传感器的最大温度读数用作温度测量值。最后，初级传感器可用于温 度测量并结合多个传感器110A、110B的其它传感器，这些传感器在传 感器故障的情况下提供温度测量冗余。
图3示出了示范性超声波医学成像系统，这种超声波医学成像系 统包括参考图1至图2F所描述的超声波医学换能器。电源320由控制 器310控制并向超声波医学成像系统的各种器件供电。换能器130也 受控于控制器310。例如，控制器310控制发送到换能器130的电力的 量，从而控制换能器的功率成像模式。控制器包括存储器330，存储器 330用于储存各种编程指令，以控制成像系统。用于在下面结合图4至 图7所描述的患者安全反馈方法的指令储存在存储器330中。控制器 还执行磁场330中的指令以实施在下面结合图4至图7所描述的方 法。现已注意到，存储器330可位于成像系统中的任何位置。正如前 面所提及的那样，本发明并不仅限于任何特定类型的成像超声波系 统，也不仅限于特定的成像或非成像模式。用户界面340允许用户(即 “超声医生”)监测超声波系统的条件和/或与超声波系统互动；用户 界面340包括键盘(和鼠标)、麦克风(和语音识别软件)、手持输 入设备或其它任何形式的输入设备。表示装置350用于显示系统参数， 并且可用于或不可用于观察所进行的超声波测试的结果。表示装置350 可包括显示监视器、扬声器(带有语音合成或预录语言)或用于表示 系统参数的状态和/或允许超声医生与超声波系统互动的其它任何装 置。
图4示出了患者安全反馈方法的示范性流程图，这种患者安全反 馈方法在示于图3中的超声波医学成像系统中以预定的温度重置成像 模式。在步骤410中，控制器310监测来自传感器110的超声波换能器 130的声窗120的患者接触表面的当前温度Tcur测量值。在步骤410中， 假设换能器130处于最高功率成像模式(即“原始成像模式”)。将 会注意到，若使用多于一个的传感器，如示于图2D至图2F的传感器 110A、110B，则可将最大温度测量值用作当前温度Tcur，或者可将这 些测量值平均以获得当前温度Tcur。在步骤420中确定当前温度Tcur 是否已超过阈值温度Tth。阈值温度Tth可以是小于或等于临界温度Tcrit 的任何温度，在此临界温度Tcrit可出现对被成像的患者的不适和/或伤 害。若当前温度Tcur低于步骤420中的阈值温度Tth，则这种方法返回 到监测步骤410。若当前温度Tcur大于或等于步骤420中的阈值温度 Tth，则这种方法切换至步骤430中的较低功率成像模式。出于在较低 功率成像模式中产生的较低功率的原因，换能器130不会变得很热， 并能够从由前面的最高功率成像模式所导致的较高的温度冷却下来。 切换至步骤430中的较低功率成像模式可通过改变(而不是减小)一 个或多个系统参数以降低步骤430中的温度来实现。可预先确定要改 变的一个或多个系统参数，即硬连接或编程到成像系统中。或者，可 由超声医生输入要改变的一个或多个参数，且超声医生可选择并确定 一个或多个系统参数的变化量。
进一步参看图4，在步骤440中确定是否应将成像系统重置到原始 成像模式。在当前温度Tcur是小于还是等于重置温度Tres的基础上确 定这种重置，重置温度Tres低于阈值温度Tth。若在步骤440中确定当 前温度Tcur是小于还是等于重置温度Tres，则在步骤450中将成像系统 切换回原始成像模式。重置到原始成像模式可通过将已在前面的步骤 430中改变的一个或多个系统参数切换回它们的原始值来实现，在步骤 430中的改变之前已将这些原始值设定。或者，若确定步骤440中的重 置并无必要，则这种方法继续监测当前温度Tcur，直到步骤440中的条 件得到满足且在步骤450中进行到原始成像模式的重置。之后，图4 中的方法继续步骤410中的监测。也可采用其它重置方法，如由超声 医生进行的手动重置。美国专利No.6,709,392描述了可被改变以降低换 能器温度的系统参数，该专利通过参考整体地结合在本发明之中。可 根据需要或特定情况的要求来使用这些重置方法中的任何一种或这些 重置方法的组合。最后，将会注意到，在某些情况下，成像系统可不 重置到原始成像模式，并且保持在较低的功率成像模式，直到超声医 生完成了成像过程。
图5示出了患者安全反馈方法的示范性流程图，这种患者安全反 馈方法在示于图3中的超声波医学成像系统中通过用户界面重置成像 模式。图5中的与图4中的步骤相同的步骤执行相同的功能度；图4 中的这些步骤整体地结合在图5中的步骤中，因此不再进行描述。在 图5中，步骤440已由步骤540替代，在步骤540中，这种方法监测用 于用户输入的成像系统，以确定超声医生是否已指明了从功率较低的 成像模式切换回原始功率成像模式。若在步骤540中确定超声医生已 指明了切换，则这种方法在步骤450中将超声波成像系统切换到原始 成像模式。这样，超声医生就有能力在步骤450中切换到最大功率成 像模式(原始成像模式)。图5中的方法在步骤410中继续监测。虽 然为了清楚和简短起见在图中并未示出，但将会理解，超声医生同样 有能力在步骤450中的原始成像模式之外切换到步骤430中的功率较 低的成像模式。这样，超声医生就可以在无论何时原始功率成像模式 变得不必要或在超声医生发现温度变得太高时通过改变到功率较低的 成像模式来避免达到阈值温度Tth。
图6示出了患者安全反馈方法的示范性流程图，这种患者安全反 馈方法在示于图3中的超声波医学成像系统中将成像模式重置到基本 成像模式，或者在已将成像模式设置到基本成像模式时减少超声波医 学换能器的传输电压。更明确地来讲，一旦达到阈值温度Tth，则功率 成像模式就默认到基本成像模式。若系统已处于基本成像模式，则系 统就较低传输电压，以较低超声波换能器130的温度。将会注意到， 在步骤410中，成像系统处于原始功率成像模式。在步骤410中监测 温度Tcur，并在步骤420中确定当前温度Tcur是大于还是等于阈值温度 Tth。若当前温度Tcur小于步骤420中的阈值温度Tth，则这种方法通过 返回到步骤410来继续监测。若当前温度Tcur大于或等于步骤420中 的阈值温度Tth，则这种方法继续步骤625。
进一步参看图6，在步骤625中确定成像系统目前是否处于基本成 像模式。若系统在步骤625中不处于基本成像模式，则系统在步骤625 中切换至基本成像模式。之后，在步骤635中确定是否应将成像系统 重置到原始功率成像模式。在本发明中，重置步骤635包括将成像模 式重置到原始功率成像模式的任何方式。因此，步骤635可以是参考 图4所描述的自动确定步骤440、参考图5所描述的用户控制的确定步 骤540或其它任何类型的重置。若在步骤635中确定要将成像系统重 置，则这种方法继续步骤640，在步骤640中，将成像系统切换回原始 成像模式，且这种方法返回到监测步骤410。
进一步参看图6，若系统在步骤625中处于基本成像模式，则这种 方法在步骤645中减少成像系统的传输电压。在步骤650中，以类似 于参考步骤635所描述的方式确定是否应将成像系统重置到原始功率 成像模式。若在步骤650中确定要将成像系统重置，则这种方法继续 步骤655，在步骤655中，将成像系统切换回原始成像模式，且这种方 法返回到步骤410中的监测。将会注意到，在步骤645中成像系统的 传输电压的减少可由改变成像系统的其它参数以降低超声波换能器的 温度的步骤来替代。这些系统参数包括但并不仅限于工作循环(系统 会减少每个传输与接收循环期间传输压电元件活动的时间量)、频率 (系统降低超声波声波的频率)、帧频(系统降低帧频，即每秒钟扫 描的数量)、脉冲重复频率(“PRF”，系统减少每秒钟形成的射束 的数量)、孔径(系统减小孔径的尺寸)、成像深度(系统减小扫描 深度)和/或区段宽度(系统减小所扫描的区域的宽度)。
图7示出了患者安全反馈方法的示范性流程图，这种患者安全反 馈方法通过用户界面设置或重置成像模式。控制器310监测来自传感 器110的超声波换能器130的声窗120的患者接触表面的当前温度Tcur 测量值。在步骤410中，假设换能器130处于最高功率成像模式(即 “原始成像模式”)。将会注意到，若使用多于一个的传感器，如示 于图2D至图2F的传感器110A、110B，则可将最大温度测量值用作当 前温度Tcur，或者可将这些测量值平均以获得当前温度Tcur。所监测的 温度显示在表示装置350上。超声医生可监测或观察这种温度并采取 行动以改变功率成像模式。处理患者接触表面的当前温度Tcur之外， 还可将前面所描述的其它成像系统参数显示在表示装置350上。可以 用多种方式显示信息的温度和其它系统参数：显示为量规图标、显示 为数字读出、显示为直方图，或者以视觉上指明数量的其它任何方式。 其它系统参数可包括电压、电流功率成像模式、帧频、区段宽度等。 此外，还可显示在换能器达到临界温度Tcrit之前所剩余的时间，这样， 超声医生就可以正确地确定改变功率成像模式的正确时间。
进一步参看图7，这种方法继续步骤420，步骤420确定当前温度 Tcur是大于还是等于阈值温度Tth。若当前温度Tcur大于或等于阈值温 度Tth，则报警就会发声或发出以指明超声医生应在换能器达到临界温 度Tcrit之前切换功率成像模式。这种报警可采取吸引超声医生的注意 力的任何常规形式，如音频、视觉或视听报警。例如，报警可产生音 频声和/或作为闪动图标出现在表示装置350上。在将报警在步骤735 发出之后，确定超声医生是否启动步骤735中的模式切换。若超声医 生并未启动步骤735中的模式切换，这种方法返回到步骤725，在步骤 725中发出报警。若超声医生启动步骤735中的成像模式切换，则在步 骤750中切换成像模式，且图7中的方法返回到步骤410中的监测。
进一步参看图7，若当前温度Tcur小于步骤420中的阈值温度Tth， 则确定超声医生是否启动步骤740中的模式切换。若超声医生未启动 步骤740中的模式切换，则这种方法返回到步骤410，在该步骤中，这 种方法监测当前温度Tcur。若超声医生启动了步骤740中的成像模式切 换，则在步骤750至将成像模式切换，且图7中的方法返回到步骤410 中的监测。
将会注意到，从不同的成像模式形成的图像结合以显示给用户的 方式可具有多种形式。形式格式的示例包括：交变帧、交变扫描线或 复合图像。在交变帧格式中，显示在谐波成像的基础上的图像与基本 成像基础上的图像之间将帧交变。这种混合格式产生闪耀外观，这种 闪耀外观不太分散，因为图像的总体效果就像是由不同的照明设备照 明(不是简单的交变明暗照明)。将这种谐波图像的亮度自动调节到 基本图像的亮度有助于这种混合格式。在交变扫描线格式中，用谐波 图像对扫描平面中的其它每条线进行扫描。所产生的组合图像用规则 的显示平均显示，这种规则的显示平均用于修匀和填充扫描线。规则 显示的这种平均将图像的外观修匀。在复合图像格式中，通过显示有 限宽度的中心谐波图像并用低功率基本模式图像填满区段的边缘来形 成复合图像。
本发明并不以任何形式受限于前面所描述的实施例，并且还构思 出更加复杂的方法。作为一个示例，虽然并未明确讨论3D成像，但成 像系统以容易地用于3D成像。作为另一个示例，可通过加上其它步骤 来对上述这些方法中的任何一种进行修改，在其它的这些步骤中，一 旦达到临界温度Tcri(在此温度可出现对患者的不适和/或伤害)，则 将超声波换能器关闭。作为再一个示例，在超声波换能器温度接近于 临界温度Tcri时，还可生成各种水平的阈值报警。
将会理解，由位于声窗的温度传感器所测量的患者接触表面的温 度增强上述超声波成像系统和患者安全方法。由于温度测量值是声窗 温度的精确确定而不是对这种温度的估计，所以患者的安全性和舒适 性处于更严格的控制之下，并且可根据上述患者安全方法及时进行调 节。
虽然已对适用于本发明的优选实施例的本发明的新颖性特征进行 了图示和描述，但将会理解，本领域中熟练的技术人员在并不背离本 发明的精神的情况下可对所示出的设备的形式和细节以及运行进行各 种省略和替代以及变化。例如，本发明明确旨在以基本上相同的方式 执行基本上相同的功能以达到相同的结果的元件和/或方法步骤的组合 在本发明的范围之内。而且，应认识到，可以用其它任何公开的或描 述的或建议的形式或实施方式来组合结合本发明的任何公开的形式或 实施方式所示出的和/或描述的结构和/或元件和/或方法步骤，以作为设 计选择的总体事项。