CN114901152A - 环形阵列超声波成像 - Google Patents

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Abstract

一种环形阵列前视(RAF)超声波成像和管理装置结合了超声波(US)US成像器，该超声波(US)US成像器包括被布置在圆形框架中以限定环形阵列的多个单元件换能器，以及被耦接到该环形阵列以便使用该多个环形阵列换能器来执行RF(射频)数据采集的器械姿态跟踪电路。针皮套同心地设置在环形阵列中并且适于接收并沿着由同心针皮套引导的环形阵列的中心限定的轴线引导如针、探头或提取工具等插入器械。该跟踪电路包括具有用于器械姿态跟踪和US成像的指令的处理器。

Description

环形阵列超声波成像
联邦政府赞助的研究和开发声明
本发明是根据国立卫生研究院(NIH)授予的授权号DP5 OD028162在政府支持下进行的。政府对本发明享有一定的权利。
背景技术
医学成像以非侵入性方式提供了解剖结构的诊断视图。在进行任何种类的侵入性手术之前，可以对解剖结构进行标识和评估。这样的技术总体上涉及传播的波介质，该波介质反射或折射出解剖特征以便对其进行定性评估。典型的成像技术包括超声波(US)、CAT(计算机辅助断层摄影术)、MRI(磁共振成像)和X射线，每一种技术都具有不同的特征和成本。特别地，超声波的益处是低成本、便携性并且在脆弱环境(比如妊娠期)中是可接受的无害波形介质。
发明内容
一种免配准的超声波导引针介入辅助装置允许与针插入运动同步地查看超声波图像。一种同心环形阵列将超声波(US)换能器设置成围绕插入部位的圆形布置，同时声学镜反射US信号来聚焦信号以用于与插入部位和针路径直接对齐。一种环形阵列前视(RAF)超声波成像系统包括由在环形内部具有开孔或区的框架限定的环形换能器阵列，在该开孔或区处可以插入经皮针。
圆形阵列的使用提供了在重建图像中心处的前视US图像和针可视化而无需附加的配准。总体系统包括射频(RF)数据采集接收器，该接收器用于基于使用反向传播方法采集的RF数据沿着正向针插入方向进行B型图像重建。在阵列中心处的插入部位上或附近设置的声学反射镜沿着针轴线提供附加的信号反馈。
本文的配置部分地基于超声波成像具有胜过其他成像技术(比如CAT(计算机辅助断层摄影术)、MRI(磁共振成像)和X射线)的益处的观察，这些益处包括成本、大小和无害声波感测介质，而非可能对某些患者有害的磁性和辐射介质。不恰当地，传统的超声波感测方法在进行侵入性手术(比如用于活检的经皮针插入和其他手术)时具有强制手动放置和对齐的缺点。在这种介入期间，要求医生们使用他们的非惯用手来操纵US探头以引导针插入方向(因为惯用手导引活检针)，使得针与US图像之间的位置关系根据医生的经验来解释。
经皮针介入(比如超声波成像引导下的活检或消融)一直是用于诊断和处理许多医学问题的常见手术。然而，传统的超声波导引经皮针介入高度地依赖操作员，因为在针与超声波换能器之间管理手眼协调来维持充足的超声波窗口存在固有的困难。超声波换能器和针是两个独立的实体，并且针的定位和可视化受损可能导致并发症风险增加和主要疗效降低。因此，对允许简单和直观的针介入而无需任何配准过程的图像导引装置存在未满足的需要。
相应地，通过提供具有围绕针插入套筒的圆形换能器阵列的导引装置(该针插入套筒以圆形阵列为中心)用于限定针行进相对于换能器的位置和轴线，本文的配置基本上克服了传统的手动探头的缺点。所得针插入拥有与换能器的固定配准，用于允许沿着针插入的路径的重建平面可视化。可视化路径可通过编码器或与环形阵列的其他接合来旋转，以限定描绘针朝向手术目标前进的插入路径的渲染图像的轴向位置和相对旋转。
用于生成被扫描组织的图像的系统、方法和装置从圆形换能器阵列接收一组信号，使得该圆形阵列由其上设置有换能器的圆形框架限定。旋转式编码器标识由该圆形阵列的旋转位置限定的重建平面，并且跟踪和成像电路通过如下方式基于该组接收的信号来生成图像：针对重建平面上的多个位置中的每一个，基于从圆形框架上的这些换能器中的每一个接收的该组信号中的一个信号来重建对应像素。
附图说明
依据对如在附图中展示的本发明的特别实施例的以下描述，本发明的上述和其他目的、特征和优点将显而易见，在附图中，贯穿不同的视图相同参考字符指代相同的部分。这些附图不一定是按比例绘制的，而是将重点放置在展示本发明的原理上。
图1是适用于与本文的配置一起使用的医疗诊断环境的系统关系图；
图2A和图2B示出了图1环境中的超声波(US)换能器的位置；
图3示出了用于由图2A和图2B的换能器进行成像的重建平面；
图4示出了在图1的环境中使用图2A、图2B和图3的换能器的成像系统；
图5示出了在图4的系统中进行成像的示例点目标；
图6示出了用于使用图4的系统进行成像的流程图；
图7示出了使用换能器同心环的图2A和图2B的换能器的替代布置；
图8A和图8B示出了在图4的系统中采用声学镜来增强沿着针轴线成像的替代配置；以及
图9示出了将图8A和图8B的声学镜用于生成图像的操纵。
具体实施方式
下文中的描述呈现了用于重建图像数据的RAF装置的示例，该图像数据限定沿着手术针插入路径的平面，典型地，该手术针是与表皮放置的RAF装置结合的经皮针。图1是适用于与本文的配置一起使用的医疗诊断环境100的系统关系图。参考图1，操作员101(比如医生、护士或医疗技术人员)操作针110来插入。用于针插入(装置)120的RAF装置搁置在患者114的表皮表面112上。可旋转的圆形框架150旋转以便收集描绘包括手术目标134的重建平面图像132的超声波信号，处理和渲染信号，以及在监控装置142上渲染用于针110插入的视觉反馈的图像140且瞄准手术目标134。框架150围绕以框架150为中心的鞘130，以便将针110导引到手术目标134。
监控装置142允许渲染手术目标134的图像140，使得手术目标134位于重建平面132上并且基于与由针插入鞘130限定的轨道上的针对齐的插入部位。由于针路径在换能器之间居中，因此重建平面图像132包括在重建平面图像132的任何旋转处的路径。例如，手术目标134可以是用于取回活检样本的区或赘生物，或重建平面132可以简单地限定用于进一步成像的诊断区。
图2A和图2B示出了图1环境中的超声波(US)换能器的位置。参考图1和图2，装置120包括US换能器(换能器)152-1…152-8(总体上是152)的圆形框架150。可以采用任何适合数量的换能器；为了易于展示，示出了8个换能器，然而实际的RAF阵列可以具有大约300个元件，并且强制执行的仅仅采用具有充足分辨率的编码器。
阵列160被用于生成被扫描组织的图像的方法，该方法包括从换能器152的圆形阵列160接收一组信号，其中，圆形阵列160由其上设置有换能器152的圆形框架150限定。基于来自编码器的位置输入(下文中讨论的)由圆形阵列160旋转位置来标识、限定重建平面132。如图5B中示出的，单独的换能器152-1、152-8和152-5分别发射声波脉冲252-1、252-8和252-5。通过如下方式基于由箭头252’-1…252’-8和252’-5(总体上是252’)示出的一组接收的信号生成图像140：针对重建平面132上的多个位置中的每一个，基于从换能器152中的每一个接收的该组信号252’中的一个信号来重建对应像素。
重建平面132的标识包括基于适于可滑动地接收针110以便将该针引导到生成的图像140上描绘的目标地点134的针定位鞘130来将重建平面与圆形阵列的中心164对齐。这确保了目标地点和针110与重建平面132对齐并且在生成的图像140上可视化。
图3示出了用于由图2A和图2B的换能器进行成像的重建平面132。参考图1至图3，圆形换能器阵列160与重建平面132的关系在成像系统102中示出，该成像系统跟踪了针110插入换能器152。的中心164来使基于围绕插入部位的框架150的移动通过测量旋转位置166对应于铰链式针姿态的前视图可视化。基于坐标平面168和由旋转位置限定的角度值的计算将基于重建平面132来计算渲染图像140和该图像中的任何手术目标134。水平旋转166’还可以通过轻微地倾斜鞘130来实现，下文中进一步讨论。
在生成重建平面和提供图像140时，换能器信号252被发射且超声波信号从位于重建平面132中的组织返回252’。总体上，返回信号252指示组织的相对密度，该相对密度可以在渲染图像140中描绘为变化的影线。不同于典型手持探头中的传统线性换能器阵列，信号以圆形图案发射并返回到换能器152，因此该圆形图案基于接收这些信号的框架150上的角度而变化。
从单独的换能器返回的信号限定了所谓的A型，或A线数据。A型返回信号252’产生在两个不同组织的界面处具有尖峰或峰值的波形，例如，在皮下脂肪与肌肉交汇的地方。B型扫描产生下层组织的二维图像，而A-。A型(振幅型)是最简单的超声波类型。在A型中，单个换能器将一线扫描穿过身体，其中产生的回波随深度而变。B型、有时候被称为2D或(亮度型)线性换能器阵列同时地将一平面扫描穿过身体，该平面可以在屏幕上作为二维图像来查看。
为了基于跟踪的针姿态来可视化前视渲染图像140，采用波束成形技术来使用由环形阵列单元件换能器152采集的RF A线数据来重建US图像。合成的孔径成像和平面波成像是传统的重建方法，它们可以提供一次一条线的顺序的US图像数据。例如，可以采用单静态合成孔径和平面波成像以通过调用相同的换能器152元件作为发射器和接收器来执行简单的数据采集，这样可以提供图像的有效动态范围和分辨率。本文的配置将单静态合成孔径成像扩展为使得能够基于环形阵列单元件换能器152来可视化前视渲染图像140。
US信号被发射且反射限定A线RF数据的波前，并且在每个换能器152-N位置处接收，由此逐线地形成x-z平面B型图像。同时，在环形阵列150中，重建平面132与接收RF A线数据的每个换能器152位置之间的位置关系因为圆形布置与传统的线性阵列不同。因此，单元件换能器152的环形阵列位置可以被限定为：
Figure BDA0003722430830000051
其中ei表示数量为L的单元件换能器中的第i个换能器的位置。此外，r表示圆形阵列(即框架150)的半径。
为了并入由环形阵列单元件换能器实时校正的RF A线数据，应用了反向传播方法，在下文的图5中进一步地描绘。这种方法可以将收集到的A线数据投射回用于将目标切片可视化的预定义的2D场。使用反向传播的重建可以用如下公示来表达：
Figure BDA0003722430830000052
Figure BDA0003722430830000053
其中，ybf是全部的重建RF数据，ybfe是来自每个换能器位置的重建RF数据，并且ypre是接收的原始RF数据。m和n分别描绘重建图像中的横向和轴向方向的像素信息。在收集预先波束成形数据时使用的距离是d，并且换能器位置是e。可以使用重建图像的像素位置与换能器位置之间的欧几里德距离来计算接收的信号距离，如下：
d＝||pm，n-e|| (4)
pm，n表示3D世界坐标系统中的m-x-n矩阵的像素位置，该像素位置取决于重建图像在径向方向上的切片角度。
进一步地，为减少旁瓣的影响，应用作为聚焦质量的度量的相干因数。它被限定为跨阵列的相干和与和非相干和之间的比率。相干因数执行使得高值和低值分别指示高质量和低质量的图像。通过将相干因数应用于反向传播方法，公式(2)可以被替代，如下：
Figure BDA0003722430830000061
Figure BDA0003722430830000062
图4示出了在图1的环境中使用图2A、图2B和图3的换能器的成像系统。参考图1至图4，环形阵列前视(RAF)超声波成像和管理装置102被进一步详细地示出。装置102包括：超声波(US)US成像器104，该超声波(US)US成像器包括被布置在圆形框架150中以限定环形阵列160的多个单元件换能器152；以及超声波成像和跟踪电路170，该超声波成像和跟踪电路被耦接到环形阵列160中的每个换能器152以便使用该多个环形阵列换能器152来执行RF(射频)数据采集。成像逻辑172包括一组基于处理器的指令，这些指令用于执行如上文描述的成像以便基于信号252来渲染图像140。
针皮套130同心地设置在环形阵列160中并且适于沿着由环形阵列160的中心164限定并且与手术目标134对齐或接近对齐的轴线111来接收和引导如针110等插入器械。旋转式编码器174对环150的旋转做出响应以便向跟踪电路170提供旋转位置。可以提供用于标识和报告旋转的任何适合机构。
在示出的配置中，圆形阵列150具有限定换能器152中的每一个的半径180的中心轴线111。该多个换能器152设置在圆形框架150中以限定圆形阵列160，使得换能器152以限定针轴线111的针插入鞘130为中心。跟踪电路170依据基于从重建平面132上的地点到每个相应换能器152的距离136的值来计算渲染图像140上的每个像素，使得该距离基于半径来计算。与像素对应的每个地点还具有与换能器152的角度137和深度138，该深度是角度137和距离136的函数，该角度和距离限定了重建平面132上的地点。在圆形阵列160中，每一换能器的半径将是相同的，然而在替代配置中，圆形框架150可以采用椭圆或卵形的形式，其中，它进一步包括长轴线和短轴线。椭圆考虑也可能基于将阵列150拉离到目标134的真实垂直或法向路径的鞘130的倾斜而发生。
图5示出了在图4的系统中进行成像的示例点目标。参考图3至图5，圆形阵列160的换能器152地点160’被示出为与重建平面132的最上边界对齐，从而限定了0度的旋转。感测地点被示出为成像地点的向下螺旋161，这些感测地点具有基于目标深度的范围165的增加的深度。跟踪电路170接收旋转信号，使得旋转信号基于与圆形框架150旋转连通的编码器174。取决于旋转，当与重建平面132的相对换能器位置移动一个或多个换能器位置160’时，跟踪电路170可以基于旋转信号来标识第二重建平面。跟踪电路170然后基于第二重建平面来渲染图像140，从而表示一个或多个换能器位置160的移位。’
图6示出了用于使用图4的系统进行成像的流程图。参考图1至图6，流程图600描绘了生成图像140的顺序。在步骤601，成像装置104设置在患者114上、被认为在目标地点134之上用于安装装置104的地点处。在安装装置104后，从环形阵列换能器152连续地收集RF数据(在步骤602示出)，同时通过旋转装置104设置针姿态(如步骤603所描绘)。如步骤604披露的，基于从围绕圆形阵列160的换能器152中的每一个发射超声波(US)波束、基于针姿态来重建和渲染前视US图像140。可以采用渲染图像140以直接通过改变(旋转)针姿态或使身体表面112上的装置以可滑动方式移位(在步骤605描绘并且迭代地执行直到找到可接受的路径轴线111)来评估可接受的插入路径。如步骤606示出的，一旦找到可接受的针110插入路径，便将针角度固定并且开始插入。如步骤608描绘的，渲染前视图像140在针插入期间不断地实时更新以便当针沿着轴线111朝向目标134前进时跟踪针地点607。在步骤609，跟踪电路170沿着针插入的正向方向不断地渲染生成的图像，直到目标达到。
在操作中，当装置304被定位并且针110前进时，换能器152在每个发射换能器或接近发射换能器的多个换能器的组合处发射和接收返回信号。每个换能器都是可操作用于发射和接收US信号的单元件换能器。基于重建平面132上的多个位置中的每一个，跟踪电路170基于来自多个换能器152的返回信号来计算对应像素的值。换句话说，针对重建平面132的深度和宽度，换能器以迭代的方式发射252和接收信号252’。如上文中关于图4披露的，对于重建平面上的每个被扫描或成像位置，跟踪电路接收并评估返回信号252’以计算渲染图像140中的对应像素的值。跟踪电路170对重建平面132上的多个位置进行迭代以便计算生成的图像140的每个像素的对应像素的值。每个换能器152从相应换能器152接收基于与重建平面132上的对应地点的深度、距离和角度的返回信号252’。
图7示出了使用换能器同心环的图2A和图2B的换能器的替代布置。参考图1至图7，圆形框架150可以具有换能器152的多个同心阵列160-1…160-N。换能器152中的每一个基于到圆形框架的中心的距离来限定半径，使得第一环的全部换能器具有相等的半径，以及外环的全部换能器具有相等但大于第一或最内环的半径。
框架150围绕圆形框架150根据多个半径180-1…180-2(总体上是180)设置换能器152，并且依据与重建平面132上的多个位置中的每一个的距离以及从圆形框架到相应位置限定的角度137来生成图像140。因此，同心环中的每一个根据递增半径来限定层181-1…181-3(总体上是181)。在图7的多环方法中，环形阵列配置的设计参数可主要考虑如下各项：如图7中示出的，1)孔半径Rh、2)整个环形阵列的外半径Ro、3)换能器元件的总数量E、4)环层的数量Ne、和5)每个环层中的换能器元件的数量Me。假设换能器元件152在阵列150平面中相等地间隔开，则每个换能器元件的位置e可以在极座标系中如下限定：
e(r，θ)＝(Rh+nedr，medθ)
ne＝1...Ne
mE＝1...Me
E＝NeMe
其中，dr和dθ表示每个换能器元件沿着径向方向的仰俯距离和每个环层中的每个换能器的仰俯角度，并且ne和me表示层数量和环层中的换能器元件数量。dr和dθ还如下确定：
Figure BDA0003722430830000091
Figure BDA0003722430830000092
概念上的结果仅仅是针轴线111以其为中心的中心孔隙或“孔”在大小上不同。
图8A和图8B示出了在图4的系统中将声学镜连同环形阵列用于类似操作并且进一步增强沿着针轴线成像的替代配置。参考图4、图8A和图8B，间接换能器852被附接到延伸跨越框架150的横梁800。镜854的反射表面和换能器(可能连同阵列160)可以旋转和平移以捕获3D体积并提供等效信息。声学镜854以一角度(典型地是45°)设置成与针鞘130相邻。声学镜854被设置在圆形框架150的中心，使得反射镜具有对信号做出响应的表面，以便基于镜的角度将信号反射到重建平面132上。镜854具有用于允许针110通过的孔径或孔855，使得孔足够小，它将基本上不干扰发射和返回的信号，但允许将信号重新引导成与针轴线111对齐或基本上对齐。因此，通过镜中的孔径855来接收针110；并且跟踪电路170基于将反射的信号与该组接收的信号合并来生成图像170。换能器852与镜854接近地设置在横梁800上或经由光纤耦接，并且在45°镜处水平地发射信号，以便实现平行于重建平面132的90°反射。
图8B展示了作为波束860从换能器852发射且被引导朝向伺服操作镜854的信号的反射，取决于伺服电机的激活，镜854可旋转到各种位置(比如854’和854”)以便将波束860反射到不同的组织区。在特别的配置中，换能器852还可以通过致动器来平移和旋转，比如用于生成玉米波束。表皮表面112下方的替代手术目标134-0…134-2可以基于镜854的位置、响应于由伺服电机导致的旋转而通过波束869来成像。示出了单一的维度，但可以通过在框架或组件(比如万向节)中设置镜854来实现二维旋转。
在图8B中，镜到达由854’限定的角度的旋转会将波束860’反射到手术目标134-1。类似地，通过由854”限定的角度实现更紧密(更尖锐)的角度，从而将波束860”反射到手术目标134-2。通过使波束860图像区域(比如134-0、134-1和134-2)连续起来，可以使用更少的换能器来覆盖更大的扫描区。
可以通过使换能器852的平移和旋转机动化并且将声学镜854用作反射器来弯曲超声波波束以覆盖预期的重建区域来实现进一步的增强。反射器以一角度定位在阵列前面以反射前射US波束。因此，假设1D阵列与反射器之间的相对角度被设置为45°，则前射US波束可以被反射90°。这种方法基于调整阵列与反射器之间的相对角度和位置来提供可变角度的B型切片，并且体积图像可以被形成为通过1D阵列和反射器的平移和旋转运动连续采集的系列B型切片的构图。在这个配置中，可以通过并入平面外合成孔径波束成形来实现高分辨率3D成像。
图9示出了将图8A和图8B的声学镜用于生成图像的操纵。镜854通过使用发射和接收US波束的1D线性阵列换能器852’和声学反射器854来增强对针插入的前视图的可视化。在示出的示例中，换能器852’可以是单元件(如在上文的152中)或阵列。发射的波束首先由初步镜854’沿着法向于针轴线111的水平路径反射，然后由镜854沿着针轴线111在针110处再次反射，使得针110穿过孔径855且向前到达手术目标134。当换能器波束被重新引导到经成像区时，镜的致动运动和角度调整(旋转)允许对更大的区进行成像。
本领域中的技术人员应容易地了解，本文中限定的程序和方法可以许多形式交付给用户的处理和渲染装置，包括但不限于：a)永久存储在非可写存储介质(比如ROM装置)上的信息；b)可变更地存储在可写非临时存储介质上的信息，比如固态驱动器(SSD)和介质、闪存驱动器、软盘、磁带、CD、RAM装置，以及其他磁性和光学介质；或c)通过通信介质(在如互联网或电话调制解调器线等电子网络中)传送到计算机的信息。操作和方法可以在软件可执行对象中实施或实施为一组经编码指令用于由处理器响应于这些指令来执行，包括虚拟机和管理程序控制的执行环境。替代性地，本文中披露的操作和方法可以使用硬件部件或硬件、软件和固件部件的组合全部或部分地体现，这些硬件部件比如是专用集成电路(ASIC)、现场可编程门阵列(FPGA)、状态机、控制器或其他硬件部件或装置。
虽然本文中限定的系统和方法已参考其实施例特别地示出和描述了，但是本领域中的技术人员将理解，可以在不背离所附权利要求书囊括的本发明的范围的情况下进行各种形式和细节的改变。

Claims (16)

1.一种用于生成被扫描组织的图像的方法，包括：
从圆形换能器阵列接收一组信号，该圆形阵列由其上设置有这些换能器的圆形框架限定；
标识由该圆形阵列的旋转位置限定的重建平面；以及
通过如下方式基于该组接收的信号来生成图像：针对该重建平面上的多个位置中的每一个，基于从这些换能器中的每一个接收的该组信号中的一个信号来重建对应像素。
2.如权利要求1所述的方法，进一步包括基于针定位鞘将该重建平面与该圆形阵列的中心对齐，该针定位鞘适于可滑动地接收针以便将该针引导到在该生成的图像上描绘的目标地点。
3.如权利要求1所述的方法，其中，该圆形阵列具有中心，该中心限定了到这些换能器中的每一个的半径，该方法进一步包括从基于从该重建平面上的地点到该换能器的距离的值来计算每个像素，该距离是基于该半径计算的。
4.如权利要求1所述的方法，进一步包括将多个换能器设置在圆形框架中以限定圆形阵列，这些换能器以针插入鞘为中心。
5.如权利要求4所述的方法，进一步包括：
接收旋转信号，该旋转信号基于与该圆形框架旋转连通的编码器；以及
基于该旋转信号标识第二重建平面；以及
基于该第二重建平面渲染图像。
6.如权利要求4所述的方法，进一步包括渲染手术目标的图像，该手术目标位于该重建平面上并且基于与由该针插入鞘限定的轨道上的针对齐的插入部位。
7.如权利要求2所述的方法，进一步包括：
沿着针插入的正向方向渲染该生成的图像，进一步包括：
从围绕该圆形阵列的这些换能器中的每一个发射超声波(US)波束；
在该发射换能器处接收返回信号，每个换能器可操作用于传输和接收US信号；
基于该重建平面上的位置，基于来自多个换能器的返回信号来计算对应像素的值；
对该重建平面上的多个位置进行迭代以便计算该生成的图像的每个像素的对应像素的值；以及
从相应换能器接收基于与该重建平面上的对应地点的深度、距离和角度的返回信号。
8.如权利要求7所述的方法，其中，该目标地点和该针与该重建平面对齐并且在该生成的图像上可视化。
9.如权利要求1所述的方法，进一步包括：
在该圆形框架的中心处设置反射镜，该反射镜具有对这些信号做出响应的表面，以便基于该镜的角度反射这些信号；
通过该镜中的孔径接收该针；以及
基于将这些反射的信号与该组接收的信号合并来生成该图像。
10.如权利要求9所述的方法，进一步包括接近该镜设置至少一个换能器，并且在接近该镜的换能器处接收这些反射的信号。
11.如权利要求10所述的方法，进一步包括基于角度和位置来致动该镜，该角度和位置基于用于成像的目标位置。
12.如权利要求3所述的方法，其中，这些换能器中的每一个基于到该圆形框架的中心的距离来限定半径，该方法进一步包括：
根据围绕该圆形框架的多个半径来设置这些换能器；以及
从到该重建平面上的该多个位置中的每一个的距离、以及从该圆形框架到该相应位置限定的角度来生成该图像。
13.一种环形阵列前视(RAF)超声波成像和管理装置，包括：
超声波(US)US成像器，该超声波(US)US成像器包括被布置在圆形框架中以限定环形阵列的多个单元件换能器；
器械姿态跟踪电路，该器械姿态跟踪电路耦接到该环形阵列以便使用该多个环形阵列换能器来执行RF(射频)数据采集；以及
针皮套，该针皮套同心地设置在该环形阵列中并且适于接收并沿着由该环形阵列的中心限定的轴线引导插入器械。
14.如权利要求13所述的装置，其中，该跟踪电路包括用于进行器械姿态跟踪和基于使用反向传播方法采集的RF数据和跟踪的器械姿态沿着器械正向插入方向进行US图像重建的指令。
15.如权利要求14所述的装置，其中，该针皮套机械地固定到这些环形阵列换能器的中心，使得前进的插入器械与重建的US图像之间的位置关系在运动学上被固定。
16.如权利要求14所述的装置，其中，该跟踪电路被配置成用于使用这些环形阵列换能器沿着径向切片来重建B型US图像，使得基于该US图像的中心的针插入的前视图像与针插入路径相匹配以限定该重建图像，该径向切片由收集的RF数据限定。
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