專利名稱：超聲波換能器的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本申請(qǐng)總地涉及聲學(xué)成像。更具體地，本申請(qǐng)涉及使用具有兩維換能器單元陣列的換能器的超聲波成像系統(tǒng)及方法。
背景技術(shù)：
超聲波成像系統(tǒng)已在許多醫(yī)學(xué)科目中成為重要的診斷工具。超聲波成像系統(tǒng)的一個(gè)很大優(yōu)點(diǎn)是實(shí)時(shí)掃描。例如，一個(gè)超聲波成像系統(tǒng)能如此快地產(chǎn)生圖象，以致超聲儀操作者可實(shí)時(shí)地、交互地及視覺反饋地掃描出內(nèi)部器官或識(shí)別出體內(nèi)的運(yùn)動(dòng)，例如血流。這允許超聲儀操作者檢查所感興趣的組織和實(shí)時(shí)地修改檢查，由此改善診斷質(zhì)量及受檢病人數(shù)量。
除實(shí)時(shí)、交互及視覺反饋的優(yōu)點(diǎn)外，超聲儀操作者還關(guān)心系統(tǒng)的分辨率。在一個(gè)超聲波成像系統(tǒng)中，系統(tǒng)的分辨率依賴于系統(tǒng)的聚焦能力。該聚焦能力又依賴于與超聲波成像系統(tǒng)相連接的探頭中的換能器單元陣列的有效孔徑。當(dāng)前對(duì)于實(shí)時(shí)超聲波成像系統(tǒng)使用兩種類型的換能器陣列單元的布置。
一種布置包括單個(gè)換能器單元或換能器單元的環(huán)形陣列。使用該換能器陣列單元布置的超聲波成像系統(tǒng)依賴于探頭的機(jī)械運(yùn)動(dòng)，以使聲波束在感興趣的區(qū)域上掃描。
第二種換能器陣列單元的布置包括由電子電路激勵(lì)的換能器單元陣列，電子電路在換能器單元的聲波輸出中產(chǎn)生電子感生的延時(shí)。這些延時(shí)引起適當(dāng)?shù)南嘌舆t，該相延遲將使換能器單元陣列產(chǎn)生的聲波束被控制和/或被聚焦。
產(chǎn)生用于換能器陣列單元的發(fā)送脈沖的電子電路與接收發(fā)送脈沖的換能器陣列單元之間的連接被稱為波束形成通道。換能器單元陣列產(chǎn)生的聲波束的電子控制和/或聚焦是基于一個(gè)波束形成通道接一個(gè)波束形成通道地由電子延時(shí)發(fā)送脈沖獲得的，以形成一個(gè)具有可變厚度的有效保護(hù)蓋。
由于一些限制(a)連接超聲波探頭與處理系統(tǒng)的電纜的尺寸及復(fù)雜性，及(b)在價(jià)格合理的超聲波系統(tǒng)中可獲得的波束形成通道的數(shù)目，電子聚焦被限制在橫向(平行于成像面的方向)上。在豎直方向(垂直于成像面的方向)上的聚焦是由在探頭面上放置固定曲度的機(jī)械透鏡來實(shí)現(xiàn)的。
傳統(tǒng)的豎直聚焦的改進(jìn)是通過改變探頭孔徑和/或機(jī)械透鏡的性能來實(shí)現(xiàn)的。雖然改變頻率可改變聚焦深度(高頻率產(chǎn)生比低頻率深的聚焦)是已知的，但改變頻率來改變聚焦深度不被視為是有利的，因?yàn)轭l率愈高相對(duì)低頻來說在組織中的衰減愈快。
因此，為了改變換能器單元陣列的豎直聚焦，已知的是，必需改變豎直孔徑和/或改變與換能器單元陣列相關(guān)的透鏡的有效曲率。例如，在成像一個(gè)深處的器官時(shí)，透鏡必需具有大的孔徑及適度的曲率，在成像一個(gè)轉(zhuǎn)淺的器官時(shí)，透鏡必需具有較小的孔徑及較小曲率。
眾知，在超聲波探頭中的換能器陣列單元可被布置成一維(1-D)陣列，一個(gè)半維(1.5-D)陣列或兩維(2-D)陣列(1-D換能器陣列單元的典型尺寸在橫向上為0.5波長(zhǎng)的量級(jí)及在豎直方向上為50波長(zhǎng)的量級(jí))。在1-D陣列中，換能器單元通常布置在橫向上，在豎直方向上為單個(gè)單元排。傳統(tǒng)的相線性陣列及彎曲陣列通常被視為1-D換能器單元陣列。
在1.5D陣列中，換能器單元被安裝在橫向及豎向上，但控制及數(shù)據(jù)電連接圍繞豎直中心對(duì)稱地連接，以致由1.5D陣列產(chǎn)生的聲波束僅可在橫向上控制。在2-D陣列中，換能器單元被布置在橫向及豎向上，并具有給布置在這兩個(gè)方向上的換能器單元提供發(fā)送/接收控制及激勵(lì)信號(hào)的電連接。由2-D陣列產(chǎn)生的聲波束可在兩維上控制及聚焦。2-D陣列超聲波探頭的例子可在美國(guó)專利US 5,186,175中看到。
2-D陣列成像的優(yōu)點(diǎn)是眾所周知的。例如，這樣的優(yōu)點(diǎn)包括在兩(2)維上(即在橫向及豎向上)電子控制的能力，由于豎直聚焦的改善提高了分辨率，及通過傳播速度的精細(xì)比較改善了相位偏差的校正。與2-D換能器相關(guān)的靈活性及改進(jìn)分辨率取消了機(jī)械地聚焦聲波束的成型聲學(xué)透鏡的需要。但是，換能器單元仍需要被保護(hù)。因此，2-D換能器的面由相對(duì)平的透聲材料層構(gòu)成。
超聲儀操作者可通過將超聲波換能器正確定位在身體上來獲得體內(nèi)一個(gè)區(qū)域的圖象。為了獲得具有診斷價(jià)值的圖象，超聲儀操作者必需通過相對(duì)病人滑動(dòng)、轉(zhuǎn)動(dòng)和/或傾斜探頭來操作探頭的位置。
一個(gè)平的換能器表面-如在2-D換能器中所使用的-將使圖象質(zhì)量變差，因?yàn)樗c病人身體組織的接觸比具有曲面的換能器差。尤其是，平的換能器表面引起寄生反射及阻擋部分聲波孔徑。與平表面構(gòu)型的換能器有關(guān)的另一缺點(diǎn)是，這樣的換能器具有銳利邊緣，它將使病人感到不舒適，或換能器具有過寬的覆蓋面以允許形成圓角邊緣。
具有過寬覆蓋面構(gòu)型的換能器還削弱了換能器表面與病人身體之間的接觸，這將引起超聲儀操作者沿?fù)Q能器縱軸施加更大的壓力，以圖改善換能器表面與病人身體之間的接觸。超聲儀操作者施加的壓力的增加將產(chǎn)生病人的不適，及重復(fù)地移動(dòng)會(huì)傷及超聲儀操作者。在換能器表面與病人身體之間保持適當(dāng)接觸特別有問題的區(qū)域是肋間心臟及胸部成像。通常，對(duì)于這類應(yīng)用，換能器殼體包含的2-D換能器單元陣列選擇用改善豎直聚焦來預(yù)期地增強(qiáng)分辨率。
因此，需要一種改善的換能器，它能克服與傳統(tǒng)換能器相關(guān)的這些和/或其它的缺點(diǎn)。

發(fā)明內(nèi)容
改善的超聲波換能器的實(shí)施例可作為提供聲學(xué)成像的系統(tǒng)。在一個(gè)優(yōu)選實(shí)施例中，該系統(tǒng)包括一個(gè)設(shè)計(jì)用于與換能器主體匹配的成型保護(hù)蓋。保護(hù)蓋至少部分地由具有這樣聲學(xué)特性的材料構(gòu)成它使通過該材料到待成像客體中的超聲波能量改變方向。該成型保護(hù)蓋使病人感到舒適、增大了聲窗及減小重復(fù)移動(dòng)傷及超聲儀操作者的發(fā)生率。由改善的換能器構(gòu)成的超聲波成像系統(tǒng)對(duì)穿過保護(hù)蓋的聲能進(jìn)行電子聚焦。
本發(fā)明的其它實(shí)施例可作為提供譬如對(duì)病人聲學(xué)成像的方法。一個(gè)優(yōu)選的方法包括以下步驟(1)設(shè)置一個(gè)換能器，該換能器具有至少部分地由聲學(xué)聚焦材料作成的成型保護(hù)蓋；(2)從保護(hù)蓋傳播聲波；(3)接收從待成像體內(nèi)組織反射回的聲波；(4)將所述接收聲波轉(zhuǎn)換成電信號(hào)；及(5)處理所述電信號(hào)以產(chǎn)生圖象。
本領(lǐng)域的普通技術(shù)人員基于對(duì)以下附圖及詳細(xì)說明的考察將會(huì)明白改善的超聲波換能器的其它系統(tǒng)、方法及特征。因此力圖使所有這些附加系統(tǒng)、方法及特征被包括在本說明內(nèi)，在該改善的超聲波換能器的范圍內(nèi)及受附設(shè)的權(quán)利要求書的保護(hù)。


參考以下附圖可更好地理解該改進(jìn)的超聲波換能器。附圖中的部件不必要按比例給出；而需強(qiáng)調(diào)的是它能對(duì)換能器的原理給出清楚的描繪。此外，在多個(gè)附圖中相似的標(biāo)號(hào)表示相應(yīng)的部分。
圖1是表示將聲能發(fā)送到相應(yīng)客體中的傳統(tǒng)1維換能器的概示圖。
圖2是表示改進(jìn)的超聲波換能器及圖象處理系統(tǒng)的概示圖。
圖3是表示圖象處理系統(tǒng)細(xì)節(jié)的圖2中的改進(jìn)的超聲波換能器的概示圖。
圖4是表示圖2中改進(jìn)的超聲波換能器的換能器單元控制的概示圖。
圖5A是表示圖2中改進(jìn)的超聲波換能器的一個(gè)實(shí)施例的部分橫截面?zhèn)纫晥D。
圖5B是表示圖2中改進(jìn)的超聲波換能器的另一實(shí)施例的側(cè)視圖。
圖6是描述圖2中成像系統(tǒng)的優(yōu)選功能的流程圖。
圖7A是本發(fā)明另一實(shí)施例的平面圖。
圖7B是表示圖7A中保護(hù)蓋的細(xì)節(jié)的概示圖。
圖8A是改進(jìn)的超聲波換能器的另一實(shí)施例的平面圖。
圖8B是表示圖8 A中保護(hù)蓋的細(xì)節(jié)的概示圖。
圖9表示代表性的胸部成像過程期間改進(jìn)的超聲波換能器示范放置的概示圖。
圖10表示用于成像一個(gè)目標(biāo)物的工作在發(fā)送及接收方式的一個(gè)聲束的概示圖。
圖11表示用于成像多個(gè)目標(biāo)物的工作在發(fā)送及接收方式的多個(gè)聲束的概示圖。
圖12表示圖2的改進(jìn)的換能器的保護(hù)蓋與兩維換能器單元陣列之間的空間關(guān)系的概示圖。
具體實(shí)施例方式
用于超聲波成像的傳統(tǒng)1維(1-D)相控陣列換能器通常包括將由換能器發(fā)送來的聲波束聚焦的透鏡。尤其是，這種透鏡的機(jī)械構(gòu)型通常是被選擇來將來自換能器的聲波束在一個(gè)豎直線度中聚焦。也可通過諸如在換能器陣列上作成凹面形狀來機(jī)械地聚焦該豎直線度(方向)。橫向線度(方向)典型地被電子聚焦。
作為例子，傳統(tǒng)1維(1-D)相控陣列換能器使用一種透鏡，該透鏡能促使傳送來的聲能聚焦在一個(gè)客體、例如人體中。通常，該透鏡材料具有的聲波速度小于人體的聲波速度(近似1.5mm/μsec(微秒))。因此假定，由超聲波換能器通過聲波透鏡傳播到客體中的聲能趨于覆蓋或聚焦在客體內(nèi)。圖1中概要地表示出由傳統(tǒng)1-D換能器發(fā)送的聲能聚焦在一個(gè)客體中。
在圖1中表示出示范的聲波12，14，16，18及20通過一個(gè)聚焦透鏡24從換能器22發(fā)送。如該圖中所示，至少部分地由于透鏡24的材料，當(dāng)聲波向客體30內(nèi)愈深地傳播時(shí)聲波趨向聚焦。
眾所周知，依賴于例如聲能通過其中傳播的材料的聲波速度及聲阻抗，聲能以各種速度及以各種波前形狀傳播。例如，透鏡材料的聲速愈接近客體的聲速，由換能器發(fā)送的能量和進(jìn)入客體中的能量在入射角上愈接近。此外，透鏡材料的聲阻抗愈接近客體的聲阻抗，更多的超聲波能量可從換能器發(fā)送到客體中。
如圖2中所示，該成像系統(tǒng)的一個(gè)優(yōu)選實(shí)施例200包括一個(gè)換能器探頭(“換能器”)202。作為例子，換能器202可為兩維(2-D)相控陣列換能器。換能器202被電連接到一個(gè)圖象處理系統(tǒng)204。圖象處理系統(tǒng)204對(duì)換能器202提供各種信號(hào)，以使得換能器202可通過以2-D陣列方式布置在換能器面207外圍的多個(gè)換能器單元發(fā)送聲能。發(fā)送的聲能及被反射的回波可穿過由能透過聲波的材料制成的保護(hù)蓋206。換能器202將反射回的聲回波轉(zhuǎn)換成電信號(hào)并返回到圖象處理系統(tǒng)。
保護(hù)蓋206相對(duì)換能器主體208由換能器主體208的前端部分210保持就位。尤其是，保護(hù)蓋206適于至少部分地坐落在由前端部分210限定的孔隙(未示出)中。但其它各種構(gòu)型也可被使用。
在現(xiàn)有技術(shù)的換能器中，保護(hù)蓋206被設(shè)計(jì)成一個(gè)非聚焦聲波的透鏡。更具體地，保護(hù)蓋206由選擇出的材料構(gòu)成和/或呈專門的形狀，它允許聲能傳播到客體，如人體中，而基本上不會(huì)機(jī)械地聚焦聲能。作為例子，超聲波換能器200的現(xiàn)有技術(shù)實(shí)施例中可包括一個(gè)保護(hù)蓋206，它至少部分地由聲匹配材料構(gòu)成。這種聲匹配材料最好具有基本上適配典型客體的聲速及聲阻抗的聲速及聲阻抗。
在另外的現(xiàn)有技術(shù)實(shí)施例中，非聚焦是通過將換能器表面207作成平的或凸曲度的及在位于聲波的路徑中的部分保護(hù)蓋206中保持均勻厚度來實(shí)現(xiàn)的。例如，一種具有聲速在約1.4mm/μsec至約1.6mm/μsec范圍中的材料可考慮作為用于醫(yī)學(xué)診斷應(yīng)用的聲匹配材料。聲匹配材料最好也具有在約1.3Mrayl(兆瑞利)至約1.7Mrayl范圍內(nèi)的聲阻抗。
在一些實(shí)施例中，非聚焦聲波的保護(hù)蓋206可由丁二烯、苯乙烯丁二烯和/或相關(guān)的各類橡膠和/或聚合物構(gòu)成。這些材料對(duì)聲能的衰減典型地在2MHz上為約3dB/cm及在5MHz上為約8dB/cm。眾知，傳統(tǒng)的透鏡材料如硅對(duì)聲能的衰減在2MHz上為約9dB/cm及在5MHz上為約33dB/cm。
應(yīng)該指出，本領(lǐng)域中的普通技術(shù)人員可選擇設(shè)置一個(gè)保護(hù)蓋2 06，它由單個(gè)地不被考慮為聲匹配材料的材料組成。但是，這些材料組合在一起可呈現(xiàn)聲匹配特性，例如聲速在約1.4mm/μsec至約1.6mm/μsec范圍中及聲阻抗在約1.3Mrayl至約1.7Mrayl范圍內(nèi)，這些材料的組合則可考慮用于改進(jìn)的超聲波換能器。
通過設(shè)置非聚焦聲波的保護(hù)蓋206，成像系統(tǒng)200可將適于在橫向及豎直線度上電子聚焦的聲能發(fā)送到病人體中。實(shí)際上，成像系統(tǒng)200可提供有助于相對(duì)靈敏電聚焦的聲波束。與使用機(jī)械聚焦透鏡的其它超聲波成像系統(tǒng)相比，這將有助于改善變焦成像功能。還可推測(cè)，使用非聚焦聲波的保護(hù)蓋206的成像系統(tǒng)可提供特別適于對(duì)比成像應(yīng)用的聲波束。如下將詳細(xì)描述的，改進(jìn)的成像系統(tǒng)可包括各種形狀的保護(hù)蓋206，它至少部分地由聲匹配材料構(gòu)成。
現(xiàn)有技術(shù)的一個(gè)缺點(diǎn)在于，非聚焦聲波的保護(hù)蓋206的使用可能不理想。能滿足換能器其它要求如耐久性、耐化學(xué)性及生物兼容性的合適聲匹配材料還不能獲得或需要繼續(xù)努力開發(fā)。此外，需保持換能器202與病人之間的接觸可能規(guī)定保護(hù)蓋表面的形狀，該形狀將使聲能實(shí)質(zhì)上聚焦。改進(jìn)的超聲波換能器202通過保護(hù)蓋206聚焦特性的電子補(bǔ)償使超聲波成像技術(shù)改進(jìn)。
現(xiàn)在參照?qǐng)D3，將詳細(xì)描述圖象處理系統(tǒng)204的優(yōu)選實(shí)施例?？梢岳斫?，圖3無需表示該優(yōu)選系統(tǒng)的每個(gè)組成部分，而是將重點(diǎn)放在與這里所公開的系統(tǒng)和/或方法最相關(guān)的組成部分上。
如圖3中所示，圖象處理系統(tǒng)204包括改進(jìn)的換能器202，它與圖象處理系統(tǒng)204的T/R開關(guān)302電連接。T/R開關(guān)302將換能器202置于發(fā)送或接收方式。為了便于在發(fā)送方式操作期間通過換能器202發(fā)送聲能，圖象處理系統(tǒng)204包括發(fā)送波束形成器304，它設(shè)置各種發(fā)送信號(hào)的發(fā)送頻率f0及幅值。發(fā)送波束形成器304與發(fā)送波形調(diào)制器306相連接，后者產(chǎn)生各個(gè)發(fā)送信號(hào)線。如圖3所示，發(fā)送波束形成器304及發(fā)送波形調(diào)制器306在中央控制器310的控制下操作。
為了在接收方式操作期間有利于通過換能器202接收聲能，圖象處理系統(tǒng)204包括一個(gè)A/D轉(zhuǎn)換器312，它將由換能器202接收的模擬信號(hào)轉(zhuǎn)化成數(shù)字信號(hào)。數(shù)字濾波器314例如RF濾波器從接收數(shù)據(jù)中濾去所需的接收帶以外的信號(hào)。接著接收波束形成器316接收代表接收超聲波回波的濾波數(shù)字信號(hào)。
接收波束形成器316可被設(shè)計(jì)用來從A/D轉(zhuǎn)換器314接收多個(gè)數(shù)字回波信號(hào)波形(相應(yīng)于換能器單元的2-D陣列的多組換能器單元)。接收波束形成器316可組合多個(gè)數(shù)字化回波波形以形成單個(gè)聲波線。為了完成該任務(wù)，在接收波束形成器316中的多個(gè)并列處理通道將使各個(gè)回波波形延遲不同量的時(shí)間及將這些延時(shí)波形疊加起來，以產(chǎn)生一個(gè)復(fù)合的數(shù)字聲波線。此外，接收波束形成器316可在時(shí)間上相繼接收各個(gè)聲波線的一系列數(shù)據(jù)集及以流水線處理方式處理數(shù)據(jù)。
圖象處理器318可包含適當(dāng)類型的隨機(jī)存取存儲(chǔ)器(RAM)及可設(shè)計(jì)用于從接收波束形成器316接收一系列的復(fù)合數(shù)字聲波線。聲波線可被限定在一個(gè)三維坐標(biāo)空間中。圖象處理器318可被設(shè)計(jì)來數(shù)學(xué)地處理接收及濾波數(shù)字聲波線中的圖象信息。此外，圖象處理器318可被設(shè)計(jì)來在信號(hào)處理時(shí)間上收集數(shù)據(jù)的聲波線。在這方面，圖象處理器318還可包括一個(gè)掃描轉(zhuǎn)換器，以轉(zhuǎn)換存儲(chǔ)在RAM中的數(shù)據(jù)，以便產(chǎn)生用于顯示的象素。一旦整個(gè)數(shù)據(jù)幀(即在單個(gè)圖象或待顯示的圖象/畫面中的一組所有聲波線)被RAM收集，每個(gè)掃描轉(zhuǎn)換器將處理RAM中的數(shù)據(jù)。
例如，如果使用極坐標(biāo)來限定回波信息的相對(duì)位置地將數(shù)據(jù)存儲(chǔ)在RAM中，掃描轉(zhuǎn)換器將極坐標(biāo)數(shù)據(jù)轉(zhuǎn)換成垂直(正交)數(shù)據(jù)，以便能由可掃描光柵的處理器進(jìn)行光柵掃描。超聲波成像系統(tǒng)204完成接收、回波恢復(fù)及圖象處理功能，以形成與多個(gè)超聲波圖象平面相關(guān)的多個(gè)圖象幀后將回波圖象數(shù)據(jù)信息傳送到圖3所示的視頻處理器320。
視頻處理器320可被設(shè)計(jì)用于接收回波圖象數(shù)據(jù)信息及可設(shè)計(jì)成對(duì)圖象信息光柵掃描。視頻處理器320產(chǎn)生圖象單元(即象素)，它將被傳送到顯示裝置322。此外，圖象單元可被傳送到視頻存儲(chǔ)器裝置(未示出)。視頻存儲(chǔ)器裝置可包括數(shù)字視頻盤(DVD)播放器/記錄器，高密度盤(CD)播放器/記錄器，盒式錄象機(jī)(VCR)或其它信息存儲(chǔ)裝置。正如現(xiàn)有技術(shù)中公知的，這些視頻存儲(chǔ)裝置允許使用者/操作者非實(shí)時(shí)地觀看圖象或后續(xù)數(shù)據(jù)收集圖象處理。
還如圖3中所示，顯示裝置322可設(shè)計(jì)成從視頻處理器320接收?qǐng)D象單元(即象素?cái)?shù)據(jù))及驅(qū)動(dòng)合適的顯示屏或其它的成像裝置(如打印機(jī)/繪圖儀)，以便觀察超聲波圖象。
圖3中所示的圖象處理系統(tǒng)204的許多變型可與改進(jìn)的超聲波換能器202一起工作。例如，接收波束形成器316可分成兩部分，一個(gè)模擬部分(未示出)被設(shè)置在圖3所示的T/R開關(guān)302及A/D轉(zhuǎn)換器312之間及一個(gè)數(shù)字部分被設(shè)置在數(shù)字濾波器314的后面。
現(xiàn)在參照?qǐng)D4，它表示換能器控制系統(tǒng)400的概示圖。該換能器控制系統(tǒng)400控制兩維換能器單元陣列402。兩維換能器單元陣列402包括多個(gè)超聲波換能器單元，例如它們中一些用標(biāo)號(hào)408，412及414表示。這些超聲換能器單元408，412及414被布置成行及列，它們中的一些例如分別用標(biāo)號(hào)404及406表示。這種構(gòu)型有時(shí)被稱為矩陣陣列。但是，其它的換能器單元的布置也是可能的。
雖然在圖4上概要地表示了一個(gè)8×14的平面超聲波換能器單元陣列，但應(yīng)指出，本發(fā)明的構(gòu)思可用于任何兩維超聲波換能器單元陣列構(gòu)型，包括其中超聲波換能器單元在兩個(gè)線度的一個(gè)或二個(gè)上被彎曲的構(gòu)型。例如，兩維超聲波換能器單元陣列可具有圓柱形、球面形、環(huán)形曲面形或其它的曲面形狀，并也可使用對(duì)與圖4中所示的平面兩維超聲波換能器單元陣列402相關(guān)的波束形成稍微改變的波束形成。
兩維換能器單元陣列400的每個(gè)單元408，412及414可被個(gè)別地控制。尤其是，每個(gè)換能器單元408，412及414可作為發(fā)送單元及作為接收單元工作，及每個(gè)單元接收被個(gè)別控制的信號(hào)。例如，超聲波換能器單元408通過連接線416電連接到發(fā)送/接收(T/R)開關(guān)418。該T/R開關(guān)418由來自中央控制器310的信號(hào)(未示出)控制，以允許換能器單元408以發(fā)送方式及接收方式工作。
當(dāng)換能器單元408用于發(fā)送方式時(shí)，換能器單元408通過連接線426、可調(diào)放大器422及連接線424接收來自發(fā)送波束形成器304的發(fā)送脈沖?？烧{(diào)放大器422用于限定施加給換能器單元408的發(fā)送脈沖的特性及通過連接線430被幅值控制器420控制。雖然為簡(jiǎn)明起見作了省略，在兩維換能器單元陣列402中的每個(gè)單元包括一個(gè)類似的受控的可調(diào)放大器。
當(dāng)換能器單元408用于接收方式時(shí)，入射到換能器單元408表面上的超聲波能量被轉(zhuǎn)化成電信號(hào)。該電信號(hào)通過連接線416、T/R開關(guān)418(它現(xiàn)在通過來自中央控制器310的控制信號(hào)的操作連接到連接線444)，由此接收信號(hào)被供給可調(diào)增益放大器446?？烧{(diào)增益放大器446將接收的電信號(hào)放大及將該信號(hào)通過連接線448提供給延時(shí)單元484。
類似地，換能器單元412通過連接線436接收發(fā)送脈沖及通過連接線438將接收信號(hào)供給可調(diào)增益放大器442?？烧{(diào)增益放大器442將接收的電信號(hào)通過連接線458提供給延時(shí)單元482。類似地，換能器單元414通過連接線458、開關(guān)456及連接線454接收發(fā)送信號(hào)，而通過連接線454、開關(guān)456及連接線462將接收信號(hào)供給可調(diào)增益放大器464?？烧{(diào)增益放大器464通過連接線466將放大的接收信號(hào)提供給延時(shí)單元478。兩維換能器單元陣列402中的每個(gè)單元被這樣地控制，由此允許對(duì)兩維換能器單元陣列402中的每個(gè)單元全面地控制。
可調(diào)增益放大器462，442及446及延時(shí)單元478，482及484均被包括在接收波束形成器316中。雖然圖中所示的僅是三個(gè)可調(diào)增益放大器及三個(gè)延時(shí)單元，接收波束形成器316包括足夠多的用于兩維換能器單元陣列402的每個(gè)換能器單元的放大器及延時(shí)電路(及其它的處理電路)。此外，可由接收波束形成器316執(zhí)行各種多路轉(zhuǎn)換、子波束形成及其它信號(hào)處理技術(shù)。但是，為了簡(jiǎn)化圖示，圖2中的接收波束形成器316僅包括三個(gè)延時(shí)單元。接收波束形成器316中的每個(gè)放大器通過連接線480由來自中央控制器310的信號(hào)控制。連接線480上的信號(hào)確定由每個(gè)可調(diào)增益放大器464，442及446提供的接收增益。由每個(gè)放大器提供的增益是可變的。類似地，每個(gè)延時(shí)單元478，482及484由通過連接線474來自中央控制器310的信號(hào)操作。該控制信號(hào)確定每個(gè)延時(shí)單元478，482及484施加給相應(yīng)接收信號(hào)的延時(shí)量。類似地，以此方式，可用高精確度控制接收孔徑，因?yàn)樵趦删S換能器單元陣列402的每個(gè)換能器單元包括各自的可調(diào)增益放大器442，446及564及控制電路。
延時(shí)單元478，482及484的輸出各通過連接線486，488及492提供給求和單元494。求和單元494將每個(gè)延時(shí)單元的輸出組合及將波束形成信號(hào)通過連接線496提供給另外的處理單元，如圖象處理器318(未示出)。在另一構(gòu)型中，可調(diào)增益放大器464，442及446可分別位于延時(shí)單元478，482及484的后面。此外，延時(shí)單元478，482及484的輸出可組合成子陣列，及可在求和單元494前面，在子陣列信號(hào)通過各自的延時(shí)單元前或后對(duì)每個(gè)子陣列施加可調(diào)增益。
重要的是，具有各個(gè)可控?fù)Q能器單元408，412及414的兩維換能器單元陣列402使得發(fā)送出的超聲波脈沖模式可在兩維中變化。尤其是，兩維換能器單元陣列402可在陣列內(nèi)相對(duì)于每個(gè)單元的位置被控制。通過在整個(gè)孔徑上的完全控制，兩維換能器單元陣列控制系統(tǒng)400允許孔徑的波束區(qū)域以高精確度被控制。
在發(fā)送波束形成器304及接收波束形成器316中應(yīng)用的延時(shí)計(jì)算可參考圖10來理解，在該圖中希望在目標(biāo)1002上聚焦圖象，該目標(biāo)例如是被成像客體30中的某個(gè)結(jié)構(gòu)組織。在此情況下，從兩維換能器單元陣列402發(fā)送的聲能被聚焦在目標(biāo)1002上及接收波束形成器316將接收的聲能聚焦以最大限度地增大目標(biāo)1002上的接收靈敏度。為了發(fā)送在目標(biāo)1002上聚焦的聲能，中央控制器310可通過連接線468對(duì)兩維換能器單元陣列402的每個(gè)單元的發(fā)送波束形成器304提供延時(shí)控制信號(hào)及提供同步信號(hào)，以用于延時(shí)的時(shí)間參考。在同步脈沖后，發(fā)送波束形成器304引起發(fā)送信號(hào)以波束形成延時(shí)TBF通過例如連接線426、可調(diào)增益放大器422、連接線424、T/R開關(guān)418及連接線416提供給兩維換能器單元陣列402的每個(gè)單元。發(fā)送波束形成延時(shí)TBF通常對(duì)于兩維換能器單元陣列402的每個(gè)單元是不同的及可如下所述地計(jì)算。發(fā)送聲能在時(shí)間Tp中傳播到目標(biāo)，該時(shí)間由下式給出Tp=1vb-(x-x0)2+(y-y0)2+(z-z0)2,]]>式1式中vb是客體中的聲波傳播速度，兩維陣列單元在坐標(biāo)(x0，y0，z0)上，及目標(biāo)1002在坐標(biāo)(x，y，z)上。從同步脈沖至發(fā)送的聲能到達(dá)目標(biāo)1002的總時(shí)間可如下地計(jì)算T＝TBF+Tp式2為了將聲能聚焦在目標(biāo)1002上，發(fā)送波束形成延時(shí)TBF必需被這樣選擇，以使得總延時(shí)T對(duì)于每個(gè)單元是相同的，由此使來自所有兩維陣列單元的聲能同時(shí)到達(dá)目標(biāo)1002。能滿足從同步脈沖至由各個(gè)單元發(fā)送的聲能到達(dá)目標(biāo)1002的總時(shí)間T相同的條件的任何一組發(fā)送波束形成延時(shí)TBF是充分的。由上述討論可清楚看出，為獲得在目標(biāo)1002上的聚焦，發(fā)送波束形成延時(shí)TBF的不同完全由幾何布置來規(guī)定。
在接收周期中，兩維換能器單元陣列402的每個(gè)單元在傳播延時(shí)Tp后接收由目標(biāo)1002反射的聲能，該延時(shí)Tp與發(fā)送時(shí)單元的傳播延時(shí)相同。為了使目標(biāo)位于焦點(diǎn)上，接收波束形成器316使來自每個(gè)單元的接收信號(hào)延遲一個(gè)接收波束形成延時(shí)TBF，它與發(fā)送波束形成延時(shí)相同。與發(fā)送波束形成相同，任何一組波束形成延時(shí)可被使用，只要任何兩個(gè)單元之間的波束形成延時(shí)差是合適的。
此外，隨著同步脈沖后的時(shí)間的增加，因聲能的有限傳播速度，到達(dá)兩維換能器單元陣列402的聲波信號(hào)在逐漸深入的深度上由目標(biāo)上的反射引起。接收波束形成延時(shí)TBF可作為深度的函數(shù)改變以提供在各種目標(biāo)深度上提供接收聚焦。這被稱為動(dòng)態(tài)接收聚焦。
在兩維換能器單元陣列402及待成像的客體30之間插放一個(gè)保護(hù)蓋206可將傳播延時(shí)改變一個(gè)量值，該量值與保護(hù)蓋206及待成像的客體30中的聲速、及保護(hù)蓋206的厚度相關(guān)。尤其是，保護(hù)蓋206附加了保護(hù)蓋的延時(shí)Tc，該延時(shí)由下式近似給出
Tc=h×(1vc-1vb),]]>式3式中h表示保護(hù)蓋206的厚度及vc為保護(hù)蓋206中的聲速。如果保護(hù)蓋206由聲匹配材料作成，則vc近似等于vb及保護(hù)蓋的延時(shí)Tc近似等于零，及不需要改變波束形成延時(shí)TBF。此外，如果保護(hù)蓋206的厚度h對(duì)于所有單元是相同的，則保護(hù)蓋延時(shí)Tc對(duì)于所有換能器單元是相同的，而不管速度vc如何。由于僅有波束形成延時(shí)的差別是重要的，可容易地看出，均勻厚度的保護(hù)蓋206不改變所需的波束形成延時(shí)TBF。
但是如果在兩維換能器單元陣列402上厚度h不均勻及速度vc不同于速度vb，則對(duì)于圖12所示的每個(gè)單元延時(shí)Tc將是不同的。這將引起發(fā)送周期中從保護(hù)蓋206射出的波前畸變及接收周期中進(jìn)入保護(hù)蓋206的波前畸變，其結(jié)果是聚焦的損失及圖象的模糊。發(fā)送波束形成器304及接收波束形成器316中使用的延時(shí)可相對(duì)由距離計(jì)算獲得的標(biāo)稱值改變，由此來消除由保護(hù)蓋206的非均勻厚度引起的延時(shí)變化，這樣就保持聚焦及圖象質(zhì)量。換言之，新的波束形成器延時(shí)等于原波束形成器延時(shí)減去保護(hù)蓋延時(shí)或Tnew＝TBF-Tc式4在最終的任何新的波束形成器延時(shí)為負(fù)的情況下，對(duì)所有波束形成器通道可附加恒定的延時(shí)，以使所有延時(shí)為正。例如，在圖12中兩維換能器單元陣列402被一個(gè)保護(hù)蓋206覆蓋，該保護(hù)蓋具有非均勻厚度，由此在一個(gè)代表單元1204上的厚度為h1204，及在另一代表單元1206上的厚度為h1206。從代表單元1204到參考面1202的總傳播延時(shí)為T1204=hrefvb+h1204×(1vc-1vb)]]>式5及從代表單元1206到參考面1202的總傳播延時(shí)為
T1206=hrefvb+h1206×(1vc-1vb)]]>式6在最通常遇到的操作條件下，上述用于計(jì)算波束形成器延時(shí)的程序能足以產(chǎn)生良好的聚焦。但是，在該程序中包含著近似，即在由保護(hù)蓋206產(chǎn)生的延時(shí)中孔徑的變化對(duì)所有轉(zhuǎn)向角度及聚焦深度都相同。
如果相對(duì)換能器表面的波束轉(zhuǎn)向角大于45度、或換能器202的有效孔徑大于到所需聚焦點(diǎn)的距離、或保護(hù)蓋206的厚度大于入射超聲波能量的大約三倍波長(zhǎng)、或保護(hù)蓋206具有一個(gè)曲率半徑小于它覆蓋區(qū)域?qū)挾鹊拇蠹s三倍的區(qū)域，該近似將不能足夠精確。
圖11表示該作用的一個(gè)例子。在這里，聲能從單元1102沿射線1103傳播到目標(biāo)1120，及從單元1112沿射線1113及折射線1114傳播到目標(biāo)1120。聲能還從單元1102沿射線1104及折射線1105傳播到目標(biāo)1140，及從單元1112沿射線1115及折射線1116傳播到目標(biāo)1140。雖然圖示未按比例，但顯然看出，通過保護(hù)蓋206及透過待成像客體30的傳播路徑長(zhǎng)度對(duì)于兩個(gè)不同目標(biāo)是不同的，及這些不同對(duì)于兩個(gè)換能器單元1102及1112也是有區(qū)別的。因此，通過保護(hù)蓋206的延時(shí)Tc不僅是單元位置而且也是目標(biāo)位置的函數(shù)。本領(lǐng)域的普通技術(shù)人員將理解，圖11中所示的圖形僅提供簡(jiǎn)要的解釋。個(gè)別換能器單元不能由它們自己聚焦。多個(gè)有效換能器單元在圖象處理系統(tǒng)204控制下一起作用才可使穿過孔徑的聲波束聚焦。
現(xiàn)在再將注意力回到圖4所示的可控?fù)Q能器單元的兩維矩陣。圖4中的布置允許將全采樣、可控、任意(指不受限制)的兩維延時(shí)分布施加給兩維換能器單元陣列402。全采樣的術(shù)語是指每個(gè)換能器單元402，412及414被個(gè)別地控制。在這種布置的一個(gè)優(yōu)選實(shí)施例中，兩維換能器單元陣列402的每個(gè)個(gè)別的換能器單元接收來自中央控制器310的某些方式的控制信號(hào)。
兩維換能器單元陣列孔徑的延時(shí)分布是孔徑的一個(gè)任意、全采樣、可控的孔徑的兩維函數(shù)。因此該延時(shí)分布可被調(diào)整來補(bǔ)償任何形狀的保護(hù)蓋206，以允許保護(hù)蓋206的形狀被確定成可提供與待成像客體30的最佳接觸、理想的人體工程學(xué)品質(zhì)或上述其它的特性，如前所述，而不會(huì)降低圖象質(zhì)量。
現(xiàn)在參考圖5A及5B來更詳細(xì)描述換能器202的某些優(yōu)選實(shí)施例。如圖5A中所示，換能器202包括一個(gè)主體208及一個(gè)成型的兩維換能器單元陣列502。如圖所示，該兩維換能器單元陣列502可包括多個(gè)換能器單元408，412(為便于圖示僅示出兩個(gè))。主體208最好被設(shè)計(jì)成容納一個(gè)或多個(gè)所需部件，以便于通過兩維換能器單元陣列502發(fā)送和/或接收聲能。應(yīng)指出，在該圖中，前端部分210及保護(hù)蓋206被移去以露出兩維換能器單元陣列502。如圖5A的部分橫截面?zhèn)纫晥D所示，該兩維換能器單元陣列502為圓柱體形狀。應(yīng)當(dāng)理解，球面形兩維換能器單元陣列502可根據(jù)要求被選擇用在換能器202需要與人體各表面保持緊密接觸的場(chǎng)合。
此外，主體208可為人體工程學(xué)的設(shè)計(jì)，以便正確定位換能器202來執(zhí)行成像過程。主體208包括一個(gè)中間部分504，它適于被操作者的手抓住。此外，主體208可被一種材料覆蓋，它不僅保護(hù)換能器的電子部分，而且具有使換能器202易于被超聲儀操作者抓住的功能。
在圖5A所示實(shí)施例中，主體208包括一個(gè)保護(hù)蓋安裝部分506，它最好從中間部分504向外徑向地張大以適合與保護(hù)蓋206(未示出)配合。在換能器202的接近端部、即端部背面部分506上設(shè)有一個(gè)錐形部分或頸部512。頸部512限定了用于接受電纜520的孔徑。電纜520用于換能器202及圖象處理系統(tǒng)204(未示出)之間方便的電連接。
可使用各種形狀的保護(hù)蓋206來保護(hù)及屏蔽下面的成型兩維換能器單元陣列502。最好其形狀與下面的兩維換能器單元陣列502緊密地配合，以提供適合的聲波耦合。對(duì)于各種考慮，例如在保護(hù)蓋206及病人之間形成良好的接觸、為了圖象質(zhì)量及病人舒適性及易于使用超聲儀，可作成特殊形狀以便更適合特殊的超聲波檢查。例如，在一些實(shí)施例中，保護(hù)蓋206可實(shí)際設(shè)計(jì)成能方便地使換能器202與病人的聲波接收窗對(duì)準(zhǔn)。尤其是，這種保護(hù)蓋206最好包括從換能器202向外延伸的曲面。該構(gòu)型趨向使保護(hù)蓋206相對(duì)聲波接收窗的方便定位，該聲波接收窗例如由病人相鄰的肋骨來確定。更具體地，通常是曲面與肋骨間配合及趨向使組織接合面與聲波窗對(duì)準(zhǔn)。如下所述，組織接合面可設(shè)有各種構(gòu)型。
如圖5B所示，換能器202包括一個(gè)主體208及一個(gè)成型兩維換能器單元陣列552。如該圖所示，兩維換能器單元陣列552可包括包括多個(gè)換能器單元408，412(為便于圖示僅示出兩個(gè))。這里也如上圖那樣，前端部分210及保護(hù)蓋206被移去以露出兩維換能器單元陣列552。如圖5B的側(cè)視圖所示，該兩維換能器單元陣列552實(shí)質(zhì)上為球面形狀。球形兩維換能器單元陣列552可根據(jù)要求被選擇用在換能器202需要與人體各表面保持緊密接觸的場(chǎng)合。應(yīng)當(dāng)理解，具有環(huán)形曲面或其它曲面(如鞍形面)的兩維換能器單元陣列402是可能的，且可以使用相對(duì)圖4所示的平面狀兩維換能器單元陣列402中的波束形成稍微修改的波束形成。
現(xiàn)在參照?qǐng)D6，它表示使用兩維換能器單元陣列的一個(gè)改進(jìn)的超聲波成像方法。在這里，該超聲波成像方法600開始于步驟602，這里標(biāo)為“開始”。該超聲波成像方法600對(duì)成型的換能器提供一系列時(shí)間延時(shí)發(fā)送信號(hào)，如步驟604所示，以便將聲波照射到病人體內(nèi)所需區(qū)域上。延時(shí)將基于圖10中所示的聚焦幾何布置及由保護(hù)蓋206中傳播引起的延時(shí)分布的任何變化來計(jì)算。
根據(jù)該改進(jìn)的超聲波成像方法600，所產(chǎn)生的聲能通過保護(hù)蓋206傳播，該保護(hù)蓋可設(shè)計(jì)成接近兩維換能器單元陣列502，552等形狀的鏡象，如步驟606中所示。在另一實(shí)施例中，兩維換能器單元陣列可實(shí)質(zhì)上為平面狀及帶有疊置的非均勻厚度的保護(hù)蓋206。
如上所述，兩維換能器單元陣列502，552的形狀可基于一系列因素選擇，這些因素包括病人舒適度、對(duì)超聲儀操作者符合人體工程學(xué)、可獲得的病人聲窗及其它一些因素。
接著在步驟608中，獲取接收的超聲波回波，及最好使用與步驟604及606中所述的執(zhí)行發(fā)送功能的同一兩維換能器202來處理。一旦接收的超聲波回波被換能器202轉(zhuǎn)換成一個(gè)電壓波形，接收的回波可被延時(shí)以使圖象處理系統(tǒng)204聚焦并顯示所期望的病人組織，如步驟610中所示。在步驟604中，基于圖10中所示的聚焦幾何布置及由保護(hù)蓋206中傳播引起的延時(shí)分布的任何變化來計(jì)算該延時(shí)。應(yīng)當(dāng)理解，方法步驟604至610可根據(jù)需要被重復(fù)進(jìn)行以執(zhí)行超聲波診斷檢查。超聲儀操作員產(chǎn)生的任何數(shù)目輸入可被用來結(jié)束該超聲波成像方法600，如步驟612所示，這里標(biāo)為“結(jié)束”。
如圖7A中所示，換能器700包括一個(gè)主體702及一個(gè)保護(hù)蓋706。該保護(hù)蓋706包括基本為球面形的組織接合面712，例如組織接合面通常構(gòu)成球體的一部分。
如圖7A中所示，組織接合面712或保護(hù)蓋206的外表面被成型以使病人及超聲儀操作員均感到舒適。應(yīng)當(dāng)理解，可根據(jù)檢查類型、病人的組織尺寸和/或其它因素選擇專門的形狀。該實(shí)施例這樣的構(gòu)型，可使得聲能從換能器702發(fā)出及沿通常與換能器702的縱軸716共同延伸或以某個(gè)角度延伸的路徑傳播該聲能。最好，組織接合面712以長(zhǎng)度X7接觸，以提供與客體30配合的適當(dāng)橫截面區(qū)域，以使得適當(dāng)量的聲能可從換能器702傳播到客體30。
如圖7B所示，它表示圖7A中所述實(shí)施例的一個(gè)變型的復(fù)合幾何結(jié)構(gòu)。更具體地，如圖7B所示，保護(hù)蓋706包括主要由半徑R1限定的組織接合面712(在平面圖中)。由曲率半徑R1限定的表面在其各端部過渡到由曲率半徑R2限定的面。最好，半徑R2由允許與病人良好聲波耦合并保持高舒適度的長(zhǎng)度來確定。雖然半徑R2表示成比R1的長(zhǎng)度僅稍短些，但還具有一些可能的關(guān)系，這些關(guān)系包括如圖7A所示的由保護(hù)蓋706的外表面構(gòu)成的基本球面形的組織接合面。
圖8A表示另一實(shí)施例的換能器800。該換能器800具有一個(gè)主體802及一個(gè)保護(hù)蓋806。保護(hù)蓋806被設(shè)計(jì)成一種非聚焦聲波的保護(hù)蓋806，它基本上跟隨下面兩維換能器單元陣列(未示出)的形狀。最好，保護(hù)蓋806具有類似于圓柱體一部分的成型組織接合面812。
如圖8A中所示，換能器802可被設(shè)計(jì)成構(gòu)成一個(gè)組織接合面812，它具有的寬度X8被選擇得有利于聲能的傳播。但是，如圖所示，也可選擇該寬度以使用一個(gè)適當(dāng)選擇的聲窗。更具體地，如果保護(hù)蓋806將在一個(gè)胸部成像過程期間使用，則例如可選擇寬度X8，以便力圖改善換能器在待成像身體30中相鄰排列的肋骨如肋骨832及834之間的定位。這樣定位時(shí)，將有利于來自換能器802的聲能在肋骨中間高效地傳播并深入到體內(nèi)。如圖8A中所示，保護(hù)蓋806可基本上為圓柱形，以便使聲能有效地通過由肋骨832及834構(gòu)成的聲窗。
如上對(duì)于圖7B中換能器702的基本球形實(shí)施例所描述的，當(dāng)從(圖8B)側(cè)面看時(shí)，形成在保護(hù)蓋806外表面上的組織接合面812可由曲率半徑R3限定。該組織接合面每端的過渡可由曲率半徑R4限定，后者在長(zhǎng)度上相對(duì)半徑R3有所改變。圖8B中所示的保護(hù)蓋806表示的情況是R4小于R3。這樣的設(shè)置使組織接合面812具有在組織接合區(qū)域上相對(duì)平的面。因此，組織接合面812可被視為提供了接近最佳的傳播媒介，因?yàn)樗饕欣乩昧藥缀蜗薅ǖ睦吖侵g的進(jìn)入點(diǎn)。
預(yù)期形成組織接合面712及812的保護(hù)蓋706及806的外表面通常被彎曲及可便于組織接合面與聲窗的對(duì)準(zhǔn)。更具體地，當(dāng)組織接合面被適當(dāng)定尺寸時(shí)，保護(hù)蓋706，806的外表面趨于接合在肋骨上、如肋骨832及834上，由此能使組織接合面嵌入在肋骨之間。因此，這些表面趨向使組織接合面與聲窗對(duì)準(zhǔn)。這些曲面可在成像過程期間增加病人的舒適性，因?yàn)榉菑澢鏁?huì)引起局部的不舒適。
應(yīng)當(dāng)理解，保護(hù)蓋706(圖7B)及806(圖8B)僅是例子。某些改進(jìn)的換能器的實(shí)施例需要設(shè)置復(fù)雜的保護(hù)蓋及在X，Y，Z坐標(biāo)方向上變化的兩維換能器單元陣列502、522(見圖5A，5B及10)。所有這些變化均在考慮之中并在本改進(jìn)的超聲波換能器的范圍中。
操作如圖9中所示，它表示換能器202的一個(gè)優(yōu)選實(shí)施例被操作地接合在一個(gè)代表性的聲窗上。作為例子，該換能器被適當(dāng)?shù)囟ㄎ辉谝粋€(gè)聲窗902或一個(gè)代表性的胸部904的肋間進(jìn)入點(diǎn)上，由此能對(duì)心臟906超聲波成像。例如由圖9中所示，肋間的進(jìn)入點(diǎn)趨于是幾何限定的結(jié)構(gòu)，即肋間進(jìn)入點(diǎn)提供了可傳播聲能的邊界區(qū)域(聲能不能透過骨頭，由此將對(duì)成像有用)。由于保護(hù)蓋706，806的形狀，使用肋間進(jìn)入點(diǎn)提供胸骨內(nèi)部組織成像的能力大為增加。此外，具有與客體很相似的聲阻抗的保護(hù)蓋706，806的材料趨于增加通過肋間進(jìn)入點(diǎn)傳播的聲能總量。如上所述，聲能可在發(fā)送及接收兩個(gè)方式中在橫向及豎向兩個(gè)線度上被電聚焦，以便適當(dāng)?shù)厥剐呐K組織成像。
應(yīng)當(dāng)強(qiáng)調(diào)，上述改進(jìn)的超聲波換能器的實(shí)施例，尤其是任何“優(yōu)選”的實(shí)施例僅作為可能的實(shí)施例及僅用于說明以清楚地理解換能器的原理。在實(shí)質(zhì)上不偏離本發(fā)明的精神及原理的情況下對(duì)上述改進(jìn)的超聲波換能器的實(shí)施例可作出許多變化及修改。
例如，雖然這里描述的換能器202涉及用于醫(yī)學(xué)應(yīng)用、如用于病人的超聲波成像系統(tǒng)204，但該系統(tǒng)也可用于各種其它的應(yīng)用。此外，這里描述了與保護(hù)蓋206相關(guān)的各種表面，以便能將換能器202方便地相對(duì)聲窗定位。在其它實(shí)施例中，一個(gè)或多個(gè)這些面可形成為換能器主體的一部分、如在換能器前端上，以提供類似功能。這里所有這些變化及修改意在包括在本公開及本發(fā)明的范圍中及通過所附權(quán)利要求書來保護(hù)。
權(quán)利要求
1.聲學(xué)成像系統(tǒng)，其包括包括兩維換能器單元矩陣陣列的換能器，該換能器具有構(gòu)造成與換能器主體配合的保護(hù)蓋，該保護(hù)蓋疊置在兩維換能器單元矩陣陣列上面，以使得入射到保護(hù)蓋的聲能被保護(hù)蓋機(jī)械地引導(dǎo)及其中換能器單元矩陣陣列被保護(hù)蓋及換能器主體包圍；及圖象處理系統(tǒng)，它與換能器連接及設(shè)計(jì)成用于隨時(shí)間對(duì)多個(gè)換能器單元提供多個(gè)互不等同的激勵(lì)信號(hào)，以使得兩維換能器單元矩陣陣列隨時(shí)間產(chǎn)生聲能及穿過保護(hù)蓋發(fā)送聲能，由此使穿過保護(hù)蓋傳送的聲能被電子聚焦。
2.根據(jù)權(quán)利要求1的聲學(xué)成像系統(tǒng)，其中保護(hù)蓋包括聲學(xué)材料，該聲學(xué)材料具有的聲阻抗相應(yīng)于待成像的客體的聲阻抗。
3.根據(jù)權(quán)利要求1的聲學(xué)成像系統(tǒng)，其中兩維換能器單元矩陣陣列中的至少一維是彎曲的。
4.根據(jù)權(quán)利要求1的聲學(xué)成像系統(tǒng)，其中保護(hù)蓋被構(gòu)造成具有不同厚度。
5.根據(jù)權(quán)利要求1的聲學(xué)成像系統(tǒng)，其中保護(hù)蓋具有的聲阻抗在約1.3Mrayl與1.7Mrayl之間。
6.根據(jù)權(quán)利要求1的聲學(xué)成像系統(tǒng)，其中保護(hù)蓋具有帶組織接合面的換能器配合部分，該換能器配合端部被設(shè)計(jì)成與換能器主體接合，該組織接合面構(gòu)成為基本圓柱面的一部分。
7.根據(jù)權(quán)利要求6的聲學(xué)成像系統(tǒng)，其中該組織接合面構(gòu)成為基本球面的一部分。
8.根據(jù)權(quán)利要求1的聲學(xué)成像系統(tǒng)，其中換能器主體在人體工程學(xué)上適于被操作者的手抓住。
9.根據(jù)權(quán)利要求1的聲學(xué)成像系統(tǒng)，其中該保護(hù)蓋具有一種形狀，該形狀可減小超聲儀操作者產(chǎn)生重復(fù)移動(dòng)傷害的可能性。
10.根據(jù)權(quán)利要求1的聲學(xué)成像系統(tǒng)，其中該圖象處理系統(tǒng)通過補(bǔ)償由保護(hù)蓋引起的非均勻聲波延時(shí)將發(fā)送的聲能電子聚焦在一個(gè)目標(biāo)上。
11.根據(jù)權(quán)利要求10的聲學(xué)成像系統(tǒng)，其中電子補(bǔ)償是目標(biāo)點(diǎn)位置的函數(shù)。
12.根據(jù)權(quán)利要求1的聲學(xué)成像系統(tǒng)，其中該圖象處理系統(tǒng)接收來自多個(gè)換能器單元的多個(gè)互不等同的接收模式信號(hào)，這些接收模式信號(hào)代表穿過保護(hù)蓋的兩維換能器單元矩陣陣列的多個(gè)換能器單元上的入射聲能。
13.根據(jù)權(quán)利要求12的聲學(xué)成像系統(tǒng)，其中該圖象處理系統(tǒng)電子聚焦通過該保護(hù)蓋接收的聲能。
14.根據(jù)權(quán)利要求13的聲學(xué)成像系統(tǒng)，其中電子聚焦包括對(duì)由保護(hù)蓋引起的非均勻聲波延時(shí)的補(bǔ)償。
15.根據(jù)權(quán)利要求13的聲學(xué)成像系統(tǒng)，其中電子補(bǔ)償是目標(biāo)點(diǎn)位置的函數(shù)。
16.根據(jù)權(quán)利要求15的聲學(xué)成像系統(tǒng)，還包括用于進(jìn)入待成像客體的聲窗的裝置。
17.根據(jù)權(quán)利要求16的聲學(xué)成像系統(tǒng)，其中該進(jìn)入裝置包括將換能器放置在一個(gè)病人身體的相鄰排列的肋骨之間。
18.用于對(duì)病人聲學(xué)成像的方法，其包括以下步驟設(shè)置具有兩維換能器單元矩陣陣列的換能器，該換能器具有構(gòu)造成與換能器主體配合的保護(hù)蓋，該保護(hù)蓋疊置在兩維換能器單元矩陣陣列上面，以使得從保護(hù)蓋發(fā)出并進(jìn)入客體的聲能被保護(hù)蓋機(jī)械地引導(dǎo)及其中兩維換能器單元矩陣陣列及保護(hù)蓋被成型以減小病人的不舒適；產(chǎn)生多個(gè)延時(shí)發(fā)送信號(hào)來分開控制兩維換能器單元矩陣陣列的各個(gè)換能器單元，以便對(duì)穿過保護(hù)蓋的發(fā)送聲波電子聚焦；及在兩維換能器單元矩陣陣列的各個(gè)分開控制的換能器單元上接收多個(gè)延時(shí)響應(yīng)的回波，及對(duì)穿過保護(hù)蓋的接收聲回波電子聚焦。
19.根據(jù)權(quán)利要求18的方法，還包括對(duì)反射聲回波處理以產(chǎn)生圖象的步驟。
20.根據(jù)權(quán)利要求18的方法，還包括以下步驟接近病人的聲窗；及通過保護(hù)蓋發(fā)送聲能及通過聲窗使聲能進(jìn)入病人體內(nèi)。
21.根據(jù)權(quán)利要求18的方法，其中產(chǎn)生及接收的步驟還包括在豎直方向上電子聚焦聲能；及在橫向方向上電子聚焦聲能。
22.根據(jù)權(quán)利要求20的方法，其中接近聲窗的步驟包括在病人的相鄰排列的肋骨之間形成聲窗。
全文摘要
本發(fā)明描述一種聲學(xué)成像系統(tǒng)。一個(gè)優(yōu)選的系統(tǒng)包括構(gòu)造成與換能器主體匹配的保護(hù)蓋。該換能器包括由多個(gè)可控的個(gè)體換能器單元組成的一個(gè)兩維換能器單元矩陣陣列。保護(hù)蓋疊置在兩維換能器單元矩陣陣列上面及可透過入射的聲能。最好保護(hù)蓋構(gòu)型成可減小病人的不舒適及對(duì)超聲儀操作者重復(fù)移動(dòng)的傷害。另一實(shí)施例包括成型的兩維換能器單元矩陣陣列。本發(fā)明還提供了改善聲學(xué)成像的方法。
文檔編號(hào)G10K11/02GK1636150SQ02812882
公開日2005年7月6日 申請(qǐng)日期2002年6月26日 優(yōu)先權(quán)日2001年6月27日
發(fā)明者W·J·奧斯曼 申請(qǐng)人:皇家菲利浦電子有限公司