CN117320635A - 发散透镜阵列 - Google Patents

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CN117320635A
CN117320635A CN202280036059.9A CN202280036059A CN117320635A CN 117320635 A CN117320635 A CN 117320635A CN 202280036059 A CN202280036059 A CN 202280036059A CN 117320635 A CN117320635 A CN 117320635A
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C·帕帕达西
M·坦特
H·法雷
M·佩诺特
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Centre National de la Recherche Scientifique CNRS
Institut National de la Sante et de la Recherche Medicale INSERM
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Paris Polytechnic School Of Chemistry
Centre National de la Recherche Scientifique CNRS
Institut National de la Sante et de la Recherche Medicale INSERM
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Abstract

3D超声成像正成为医学领域中的强大工具，但主要缺点是难以对大3D体积进行成像，这主要与换能器2D阵列的尺寸相关。为不损失空间分辨率，必须使用换能器阵列，其中换能器的尺寸不超过超声波的波长。这种要求导致用于成像大的3D体积的阵列的尺寸对于当前技术不可达到或成本太高。本公开通过使用更大的换能器克服了上述技术限制，且其中每个换能器具有弯曲形状的接收表面或配有声学透镜。换能器的这种配置使得换能器的2D阵列适于以高分辨率和高灵敏度成像大的3D体积(如脑或心脏)。

Description

发散透镜阵列
技术领域
本发明涉及超声成像技术，并且特别涉及用于具有大视场的3D体积成像的技术。
背景技术
如今，在医疗领域使用超声波的需求已无需再证明。
通常，超声可从包括能够单独产生超声波的多个换能器的阵列的探头产生。这些超声波可被导向介质，该介质可响应地产生反向散射信号，该反向散射信号又可由同一换能器阵列或不同阵列记录。根据反向散射信号，可重建介质的2D或3D图像。超声成像领域的最新进展使得能够进行可以获得动画3D超声成像的4D超声成像。
虽然3D或4D超声成像正在成为医学领域中的有力工具，但是其主要缺点是难以成像大的3D体积。实际上，成像大的3D体积的能力与换能器阵列的尺寸直接相关。为不损失空间分辨率，必须使用换能器阵列，其中换能器的尺寸不超过超声波的波长。这种要求导致阵列的配置对于当前技术不可达到或成本太高。例如，具有10cm×10cm的开口(即10cm×10cm的阵列)和大约250μm的换能器尺寸(对应于6MHz的中心频率)的探头，得到160000换能器的阵列，以便在3D成像和大视场保持良好的分辨率。
为进行具有大视场的3D体积成像，现有技术使用稀疏矩阵，其包含使用具有较少换能器的阵列。虽然稀疏矩阵可以进行3D体积成像，但是较少数量的换能器影响3D成像的质量。
此外，经典阵列或稀疏阵列通常都不可以进行可能位于骨后面的整个器官的3D或4D超声体积成像，且具有足够的分辨率和灵敏度来确定成像器官中的特定位置(例如疾病)。实际上，由于骨的强吸收，现有技术通常使用骨中的开口(人造的或天然的)来进行超声3D成像，使得难以进行大视场成像且可能以高横向分辨率确定特定位置。
因此，需要在不损失图像质量的情况下进行具有大视场的3D超声体积成像，且特别地，需要进行在某些情况下可位于骨后面的器官的3D超声体积成像。
发明简述
为此，本公开提出了一种超声3D成像探头，其可包括具有换能器的阵列，每个换能器可被配置为用于在介质中的超声发射后至少从所述介质中的待成像区域采集反向散射的超声波，当所述反向散射的超声波在所述介质中传播时，所述反向散射的超声波可具有对应于特定波长λ的特定中心频率，所述阵列形成适于被放置为与所述介质接触的阵列表面且每个换能器具有用于至少接收所述反向散射超声波的接收表面，
其中每个换能器在阵列表面具有形状，其限定直径大于2λ的内切圆，且其中每个换能器：
-或者具有在垂直于所述接收表面的至少一个平面中，具有曲率的弯曲形状(401)的接收表面，
-和/或配有声学透镜，所述声学透镜被设计成模拟具有在垂直于所述接收表面的至少一个平面中，具有曲率的弯曲形状的换能器，
-和/或由适于被独立控制的换能器元件的矩阵形成。
因此，有利地，使用在阵列表面具有限定直径大于2λ的内切圆的形状的换能器，可以克服技术限制，防止使用具有在超声图像中进行大视场所需的大表面的探头。此外，使用更大的接收表面用于换能器，结合使用弯曲形状或/和设计成模拟弯曲换能器的声学透镜(例如发散透镜)用于接收表面，可以增加横向和时间分辨率，这对于在阵列表面中具有限定具有大于2λ的直径的内切圆的形状的换能器来说，通常不应出现这种情况。
超声波的发射(例如来自换能器)或超声波的接收(即来自介质的反向散射的超声波)可以是散焦的。每个换能器具有弯曲形状或具有被设计成模拟弯曲换能器的声学透镜，或由适于独立控制的换能器元件矩阵形成，可被配置成增大换能器的开度角(即减小方向性)，即可充当发散透镜，并因此可被配置成在接收或/和发射时散焦超声波。
具有换能器的超声3D成像探头，所述换能器在阵列表面中具有限定了具有大于2λ的直径的内切圆的形状并结合有弯曲形状，或者具有被设计成模拟弯曲换能器的声学透镜或通过适于独立控制的换能器元件的矩阵形成，所述探头可使得能够发射和/或接收由于直径大于2λ而具有高振幅的超声波，且可使得能够通过在介质中发射发散(或发散的)超声波来维持低方向性，且可使得在视场、分辨率和灵敏度方面提高图像/体积的质量。
因此，这种布置使得可能进行大视场3D或4D超声成像。
通过具有弯曲形状的换能器，应理解为具有弯曲发射或/和接收表面的换能器。
例如，介质可以是或包括如水或/和软组织的介质。
在一个或几个实施方案中，每个换能器的接收表面可具有弯曲形状且所述曲率可具有包括于λ-40λ的至少一个曲率半径。
在一个或几个实施方案中，每个换能器的接收表面可具有弯曲形状且所述弯曲形状可以是凸的。
在一个或几个实施方案中，每个换能器的接收表面可配有被设计成模拟具有弯曲形状的换能器的声学透镜，所述声学透镜可具有与换能器的所述接收表面相对的外表面，所述外表面可以是凸的或凹的。
在一个或几个实施方案中，所述外表面可以是凸的且可在垂直于所述外表面的至少一个平面中具有曲率且所述曲率可具有包括于λ-40λ的至少一个曲率半径。
在一个或几个实施方案中，所述外表面可以是凹，且可在垂直于所述外表面的至少一个平面中具有曲率且所述曲率可具有包括于λ-40λ的至少一个曲率半径。
在一个或几个实施方案中，所述声学透镜可以是包括分别与几个声速相关的几种材料的复合声学透镜。
在一个或几个实施方案中，所述阵列可具有可大于1000λ2的表面积。
在一个或几个实施方案中，所述直径可大于30μm。
在一个或几个实施方案中，所述直径可为100-2000μm。
在一个或几个实施方案中，所述中心频率可包括于0.5-100MHz，优选1-10MHz。
本公开还涉及超声3D成像设备，所述超声3D成像设备可至少包含：
-根据本公开的超声3D成像探头；
-控制单元，其被配置为从由待成像区域的换能器接收的所述反向散射超声波采集信号，以响应于每个发射的超声波，其中所述控制单元还被配置为基于所采集的信号生成3D图像。
在一个或几个实施方案中，所述控制单元还被配置为使所述换能器在待成像区域发射超声波，以产生所述反向散射的超声波。
因此，有利地，使用比传统换能器更大尺寸的换能器可以在介质中传输更多的能量并获得更好的接收灵敏度。
在一个或几个实施方案中，控制单元还可被配置为对在每个发射的超声波的发射后获得的采集信号施加校正延迟，所述校正延迟考虑了发射表面的弯曲形状。
在一个或几个实施方案中，超声3D成像探头的每个换能器可由适于被独立控制的换能器元件的矩阵形成，且所述控制单元可被配置为在换能器矩阵的换能器元件上施加时间延迟，以在换能器尺度上模拟具有弯曲形状的换能器。
本公开还涉及超声成像方法，其包括使用根据本公开的超声3D成像探头来采集在待成像区域中传播的反向散射超声波，所述反向散射超声波可具有波长λ。
本公开还涉及超声成像方法，其包括使用根据本公开的超声3D成像设备，用于从在待成像区域中传播的反向散射的超声波采集信号以响应每个发射的超声波且用于基于所采集的信号生成3D图像，所述反向散射的超声波可具有波长λ。
在一个或几个实施方案中，根据合成孔径方法，在待成像区域中发射超声波。
在一个或几个实施方案中，包括使用超声3D成像设备的所述超声成像方法可进一步包括：
-对每次发射超声波后获得的采集信号施加校正延迟，以获得校正后的采集信号，所述校正延迟考虑了发射表面的弯曲形状，
-对校正后的采集信号施加波束形成，以进行动态聚焦并生成3D图像；所述波束形成在接收时对每个发射波进行相干合成或合成孔径成像。
在一个或几个实施方案中，可使用多个发射的超声波来进行一张3D图像，数量可小于100。
在一个或几个实施方案中，用于进行一张3D图像的发射超声波的数量可小于30。
在一个或几个实施方案中，微泡可存在于待成像介质中且可使用超定位算法在3D图像中定位和/或跟踪。
在一个或几个实施方案中，所述超定位算法可包含：
/a/检测所述微泡，包括：
-在3D B-模式体积上应用SVD杂波滤波器以从组织去除信号且仅保留微泡，
-在每个3D B-模式体积中检测局部最大值，
-应用基于微泡的平均能量水平的能量水平阈值以去除假阳性微泡，
-应用基于3D点扩展函数(PSF)相关的相关值阈值以去除假阳性微泡，
/b/跟踪微泡，通过：
-通过对微泡最大值周围的体素使用3D抛物面插值来检测微泡的精确中心，
-使用精确中心坐标，逐帧跟踪气泡
-恢复轨道的位置和速度，
/c/生成超分辨体积，通过：
-在网格上重建超分辨体积，所述超分辨体积的密度是所述网格的每个体素中的微泡的数目，所述超分辨体积的速度是所述网格的每个体素中的平均速度，
/d/基于超分辨体积生成3D超分辨图像。
通过SVD，应当理解为奇异值分解。
在一个或几个实施方案中，可在换能器矩阵的换能器元件上施加时间延迟，以在换能器尺度上模拟具有弯曲形状的换能器。
附图说明
其他特征、细节和优势将在以下详细说明书和附图中示出，其中：
图1和图2
图1和2示出了用于超声成像的设备的实施例。
图3
图3示出了合成孔径方法中的采集和成像的实施例。
图4a-图4d
图4a-图4d示意性地示出了在一个或几个实施方案中用于换能器的接收表面的弯曲形状的一个实施例。
图5a&图5b&图5c
图5a、图5b和图5c示意性地示出了位于换能器的接收表面上的声学透镜的一个实施例。
图6
图6示出了在一个或几个实施方案中声学透镜的校正延迟的原理。
图7
图7示出了通过模拟对3D超声成像接收中的2D阵列的换能器的不同配置进行的比较。
图8
图8示出了当2D阵列的换能器的接收表面包括弯曲形状时校正延迟的效果。
图9
图9示出了在一个或几个实施方案中应用3D超声成像设备的第一实施例。
图10
图10示出了在一个或几个实施方案中通过使用超定位算法获得的3D超分辨率超声成像的实施例。
图11
图11示出了具有在介质中发射超声波的发散透镜的换能器的实验实施例。
图12
图12示出了具有发散透镜的换能器的探头，以及通过使用这种探头获得的在管中流动的微泡的图像。
发明详述
在附图中，相同的附图标记表示相同或相似的元件。
图1和2示出了用于超声成像的设备的实施例。
图1和图2所示的设备可适应于超快3D或4D超声成像，例如用于对介质的区域成像。所述介质可以是生物体，例如人类患者。待成像区域可以是生物体的大脑或大脑的一部分，或者可以是生物体的心脏或心脏的一部分。
所述设备可包括例如至少2D阵列超声探头2和控制***。所述设备可仅覆盖生物的大脑上的一部分或整个大脑。
2D阵列超声探头2可具有例如几百到几千换能器Tij的数量N，其节距小于1mm。2D阵列超声探头的换能器可在XY平面中呈现不同的形状。在一个实施方案中，换能器的形状可以是正方形、矩形或圆形。根据压电材料，换能器的厚度可包括于10-1000μm。
2D阵列超声探头2可具有沿两个垂直轴X，Y的布置为矩阵的n*n个换能器，沿垂直于XY平面的轴Z发射超声波。在一个具体实施例中，2D阵列超声探头2可具有256个换能器Tij(16×16)，间距为6mm。
此外，2D阵列超声探头可被配置为用作接收器，或发射器，或发射器和接收器。
超声波的频率(或中心频率)可包括于例如0.5-100MHz，例如1-10MHz。
此外，控制***可被编程(或配置)为使得超声波可以每秒大于100个超声波的速率传输，例如每秒数百到数千个超声波。
控制***例如可包括控制单元3和计算机4。在该实施例中，所述控制单元3用于控制2D阵列超声探头2并从中采集信号，而计算机4用于控制控制单元3，根据由控制单元3采集的信号生成3D图像序列并从中确定量化参数。在变体中，单个电子设备可实现控制单元3和计算机4的所有功能。
如图2上所示，控制单元3可包括例如：
-单独地连接到2D阵列超声探头2的n换能器Tij的n*n模拟/数字转换器5(ADij)；
-分别连接到n*n模拟/数字转换器5的n*n缓冲存储器6(Bij)；
-与缓冲存储器6和计算机4通信的中央处理单元7(CPU)；
-连接到中央处理单元7的存储器8(MEM)；
-连接到中央处理单元7的数字信号处理器9(DSP)。
图3示出了合成孔径方法的采集和成像的实施例。
超声2D阵列探头2可与接近待成像区域10(例如，脑或脑的一部分)的介质(例如，生物体头部的外表面)的表面1接触。由控制单元3控制的超声2D阵列可使换能器在介质中发射(在该实施例中每次一个换能器)至少一个超声波。在每次发射超声波后，N个换能器可被配置为接收介质中待成像区域10产生的反向散射信号。例如，发射的超声波可以是球面波，且可以覆盖整个待成像区域10。因此，在时刻t0，换能器301可在介质10中发射球面波303，且所生成的反向散射信号可被所有N个换能器320接收。在t1(t0+Δt)，换能器305可在介质中发射球面波307，且所生成的反向散射信号可被所有N个换能器320接收，在tk(t0+kΔt)，换能器309可在介质10中发射球面波311且所生成的反向散射信号可被所有N个换能器320接收，等等。
根据一个实施方案，超声2D阵列可每K个换能器仅使用一个换能器用于发射。在一个优选实施方案中，K可大于或等于2。例如，超声2D阵列可在发射中使用每两个换能器(K＝2)或每四个换能器(K＝4)。在一个或几个实施方案中，所述超声2D阵列可在发射中由至少一簇P个换能器使用，P可包括于64-10,000个换能器。因此，在该实施方案中，与使用每个换能器依次在介质中发射超声波的传统合成孔径方法相反，即使使用合成孔径方法，激发每K个换能器也可以保持快速成像比。
对于由换能器发射的每个信号，可由介质产生反向散射信号，以响应于发射的信号。所产生的反向散射信号包含在换能器301；305；309每次发射后关于待成像区域10中的散射的信息。所产生的反向散射信号可由所有N个换能器320接收，然后可由模数转换器5分别数字化，并存储在n缓冲存储器6中。在每次发射超声波(例如球面波)后存储在n个缓冲存储器中的数据在下文中可称为原始信号数据。
然后，在换能器一次发射后获得的原始信号数据可在所有图像点处操作和聚焦(即，波束成形)，以在一次发射后形成低分辨率图像。因此，例如，低分辨率图像L-img_01可从由换能器301发射的超声信号和由所有换能器320接收的所生成的反向散射信号来形成。
通过传感器301；305；309等，依次地，可获得多个低分辨率图像L1、L2、Lj，其可在350求和以重建全高分辨率图像(例如，3D图像)。
可通过对换能器接收的信号进行相干求和来对图像中的每个点进行聚焦。
由于超声2D阵列中的发射位置是已知的，因此可计算从发射到接收的精确时间，并将其用于接收中的聚焦。从球面波的源到图像中的点并返回到接收换能器的距离可以是：
在该等式中，可对应于图像中的点，/>可以是发射换能器中间的位置，而/>可对应于接收换能器中间的位置。因此，可通过将来自所有同相换能器的接收信号g(t，i)相加来进行针对单个发射的接收中的聚焦，/>可以是第i个接收换能器的位置。因此，聚焦信号L可以是：
C是声音的速度，i是接收换能器数目，且Nr是接收换能器的号码(其中Nr≤N)。这可针对所得图像中的每个点来完成，以产生低分辨率图像。可通过考虑前向延迟或后向延迟来进行每个点/>的聚焦。前向延迟可对应于距离/>除以介质中的声速C，而后向延迟可对应于距离/>除以介质中的声速C。因此，可从应用于相应低分辨率图像的所有点的等式(2)获得每个低分辨率图像。
然后，可通过对低分辨率图像求和来获得高分辨率图像。因此，对于高分辨率图像的一个点/>可根据下式通过将所有发射(或击发)的信号相加来获得合成聚焦：
这里Nt是发射事件的数目，而表示高分辨率图像。
在以下文献中更详细地描述了合成孔径方法：
-[1]J.A.Jensen,S.I.Nikolov,,US 6 689 063,“Method and apparatus foracquiring images by recursive ultrasound images”，
-[2]J.A.Jensen,S.I.Nikolov,K.L.Gammelmark,M.H.Pedersen,"SyntheticAperture Ultrasound Imaging,"Ultrasonics,Elsevier,The Netherlands,vol.44,no.1,pp.e5-e16,2006。
常规合成孔径成像中的基本问题是图像中的信噪比差，因为单个换能器用于发射。与在常规成像中使用全孔径相比，其给出了低得多的发射能量，并因此限制了穿透深度。
在合成孔径成像中的这种限制可通过使用如在本公开中所述的和以下描述的特定尺寸的换能器来克服。
更精确地，每个换能器在阵列表面中具有限定直径大于2λ的内切圆的形状，波长λ对应于超声波的频率(例如中心频率)。
对于在水中(或人体中)传播的频率为1MHz的超声波，所述波长对应于1.54mm。
在一个或几个实施方案中，所述内切圆的直径可例如包括于2λ-10λ。
在一个或几个实施方案中，内切圆的直径通常可大于30μm，例如为100-2000μm。
在一个或几个实施方案中，相比内切圆的直径，还可使用表面阵列中换能器对角线的尺寸，所述对角线穿过换能器的中心点。在该实施例中，换能器对角线的长度可大于波长的两倍。
根据另一实施例，在换能器呈现圆形形状的情况下，阵列表面中圆形形状的直径对应于内切圆的直径。
因此，由于使用较大的换能器(即，较大的表面积)，可用这种换能器铺平(或覆盖)探头，该探头包括实现具有大视场的3D或4D超声体积成像所需的大表面(例如，大于10cm×10cm)而不增加换能器的数量，从技术观点来看这通常成本昂贵且困难。此外，与常规尺寸的换能器(例如0.5×0.5λ，λ＝250μm)相比，使用较大的换能器可以增加换能器的灵敏度，且还可以克服合成孔径的上述限制。使用较大的换能器还可能够传输较高的能量，并因此增加超声波在介质中的穿透深度。
然而，使用大于波长两倍的尺寸可能导致每个换能器的强方向性。例如，在对应于例如水中1.54mm的波长λ的1MHz的频率下，具有4λx 4λ的尺寸(即对应于直径为4λ的内切圆)的方形换能器的方向性可包括于0度-45度。
因此，可能更难以检测离轴反向散射信号，这可能降低所获得的3D图像的空间分辨率。
因此，为补偿大于两倍波长的换能器尺寸的使用，每个换能器可呈现具有弯曲形状(例如，凸的)的发射/接收表面，或/和可包括声学透镜，其被设计成模拟具有弯曲形状的换能器，且位于(换能器的)发射/接收表面上，或/和可被细分为换能器元件矩阵的定制布置，所述换能器元件矩阵适于被独立地控制，以便在换能器尺度上模拟弯曲的换能器表面。
图4a-图4d示意性地示出了换能器的发射/接收表面的弯曲形状的一个实施例。
图4a可对应于包括具有弯曲形状401的接收(或发射/接收)表面的2D阵列2的正方形换能器400的示意性透视图。图4b可对应于图4a的顶视图，且其示出了限定直径大于2λ的内切圆的换能器400的形状。图4c和4d可表示图4a所示的换能器400的平面XZ和YZ中的示意性截面图。
参考图4a，所述换能器400可包括具有弯曲形状的接收表面401。例如，该弯曲形状可以是凸形或凹形。
参考图4b，如前所述，表面阵列中的正方形换能器的内切圆407的直径405大于2λ。在正方形换能器的情况下，正方形换能器的尺寸420；425可等于内切圆407的直径。
参考图4c，所述弯曲形状可由XZ平面中的第一曲率410限定。在一个实施方案中，第一曲率410的曲率半径可包括于λ-40λ。在优选实施方案中，第一曲率的曲率半径可包括于2λ-20λ。
除该第一曲率外，参考图4d，所述发射/接收表面的弯曲形状可包括平面ZY中的第二曲率415。在一个实施方案中，第二曲率415的曲率半径可包括于λ-40λ。在一个或几个实施方案中，第二曲率的曲率半径可包括于2λ-20λ。在一个或几个实施方案中，第二曲率的曲率半径可等于第一曲率的曲率半径。
所述换能器的接收(或接收/发射)表面的这种布置可使得通过根据斯涅尔定律和相应的超声速度(在换能器中和在例如水的液体中)充当发散透镜来降低换能器的方向性。所述换能器的焦点虚拟焦点可位于换能器后，且可通过选择弯曲形状的曲率半径来调节。
这种布置可使得在接收或发射中获得散焦的超声波。
根据一个实施例，在1MHz的频率下，对应于1.54mm(例如在水中)的波长λ，表面阵列中限定具有4λ的直径的内切圆的正方形换能器，具有2λ的两个曲率半径(围绕X轴和围绕Y轴)的凸弯曲形状可以获得包括于150度-180度的换能器的方向性。
根据另一实施例，在对应于水的1.54mm的波长的1MHz的频率下，具有等于2λ或更大的直径的圆形换能器，具有限定为4λ的两个曲率半径的凸弯曲形状的接收表面可以获得包括于60度-120度的换能器的方向性。
图5a、图5b和图5c示意性地示出了在一个或几个实施方案中位于换能器的接收表面上的声学透镜的一个实施例，且所述透镜被设计为模拟具有弯曲形状的换能器。
所述声学透镜可由至少一种材料制成，例如PDMS(聚二甲基硅氧烷)或环氧树脂或适合用于声学透镜的任何材料。在一个或几个实施方案中，所述声学透镜可由多个层制成且其中每个层由具有相应声速的相应材料制成。
图5a可对应于具有用作发散透镜的平面-凸声学透镜500的2d阵列2的圆形换能器的示意性透视图。如前所述，阵列表面中的圆形换能器501对应于内切圆直径的直径525可大于2λ。图5b和5c可表示在图5a所示的换能器和平面-凸声学透镜的平面XZ和YZ中的示意性截面图。
参考图5b，平面-凸声学透镜可由平面502和凸面503限定。平面-凸透镜的平面502可与换能器501的接收(或发射/接收)表面接触。所述声学透镜可被配置为完全或部分地匹配(或配合)换能器的接收表面。
在一个实施方案中，平凸声学透镜的平面可具有与换能器的形状相同的形状。例如，对于具有矩形(或正方形或圆形)形状的换能器，平凸透镜的平面可以是矩形(或正方形或圆形)。
参见图5b和5c，如先前所述，对于具有弯曲形状的接收表面，凸面503可由一个或几个曲率510；515限定。
参考图5b，凸面503可由平面XZ中的第一曲率510限定。在一个或几个实施方案中，所述第一曲率的曲率半径包括于λ-40λ。
除该第一曲率外，参考图5c，所述凸面503可包括平面ZY中的第二曲率515。在一个或几个实施方案中，所述第二曲率的曲率半径可包括于λ-40λ。在一个或几个实施方案中，凸面503的每个曲率的相应半径可相等。
在一个或几个实施方案中，所述凸面503的第一曲率或/和第二曲率的曲率半径可包括于2λ-40λ。
声学透镜(例如平面-凸声学透镜)的这种配置可以获得位于包括于2λ-40λ的换能器后的虚拟焦点且可以获得包括于60-150度的换能器的方向性。
根据一个实施例，在对应于液体(例如水)的1.54mm的波长的λ1MHz的频率下，在阵列表面大于2λ的直径的圆形换能器和具有3λ的两个曲率半径的PDMS声学平面-凸透镜可以获得包括于60度-150度的换能器的方向性。
在一个或几个实施方案中，所述声学透镜可以是具有短焦距的平凹透镜。平凹透镜的焦点可包括于0.1mm-1cm，或/和平凹透镜的至少一个曲率半径可包括于λ-10λ。由于由平凹(即会聚透镜)聚焦的超声波在穿过平凹透镜的焦点后发散，短焦点的使用可以获得像发散声学透镜一样起作用的声学透镜。
这种布置可使得在接收或发射中获得散焦的超声波。
在一个或几个实施方案中，还可以通过使用适于独立控制的换能器元件矩阵来模拟具有弯曲形状的换能器。换能器元件矩阵的每个子换能器可被配置为以与2D阵列的换能器类似的方式发送/接收声音信号(例如，超声波和/或反向散射信号)。为在换能器尺度上模拟具有弯曲形状的换能器，例如具有弯曲表面(例如接收/发射表面)的换能器，可将相应的电子时间延迟应用于换能器矩阵的每个换能器元件。在一个或几个实施方案中，换能器元件的表面可包括于0.1λ2-λ2。
因此，图4a-4d和图5a-5c中呈现的实施方案可以增大换能器的开度角(即，减小方向性)，且因此通过收集更多的离轴反向散射信号来增大横向分辨率和时间分辨率。收集更多离轴反向散射信号可改善对高分辨率图像(例如，高3D分辨率图像)的每个点进行的合成聚焦。
然而，使用具有弯曲形状的换能器或使用声学透镜(例如发散透镜)可能使发射时的超声信号失真并使得难以在接收时构造聚焦波束形成。因此，可能需要通过在每次发射后，对由N个换能器接收的每个反向散射信号上添加相应的延迟来补偿弯曲形状的发射/接收表面或声学透镜的使用。
图6示出了在一个或几个实施方案中声学透镜校正延迟的原理。
未校正延迟600可对应于待成像区域与换能器601；602的中心间的时间距离。在一个或几个实施方案中，声学透镜的校正延迟可对应于考虑从发射换能器601到待成像区域和从待成像区域到接收换能器602的不同传播时间。
当使用声学透镜时的校正延迟可考虑通过用以下等式代替先前提及的等式(1)：
在该等式(4)中，可对应于图像中的点，/>可以是发射换能器曲率中心的位置，可以是发射波束603和声学透镜601相交的点A的法向投影在发射换能器上的位置，/>可以是接收换能器曲率中心的位置且/>可以是接收波束604和声学透镜602相交的点B的法向投影在接收换能器上的位置。tlt可对应于波束(即超声波)在声学透镜601中从/>行进到A的时间，tt可对应于波束在介质中从A行进到/>的时间，tr可对应于波束在介质中从/>行进到B的时间，且tlr可对应于波束在声学透镜602中从B行进到/>的时间。
因此，可通过将来自所有换能器的接收信号g(t，i)同相相加来进行单次发射的聚焦，可以是第i个接收换能器的位置。聚焦信号L可以是：
然后，可根据前面提到的等式(3)获得合成聚焦。
在一个或几个实施方案中，还可通过利用水听器测量延迟来实验性地评估实际延迟。
在一个或几个实施方案中，对于具有弯曲形状(例如凸出形状)的换能器，在上述等式中，tlt和tlr可认为是零。
图7示出了通过模拟对3D超声成像接收中的2D阵列的换能器的不同配置进行的比较。
每个图像703，705；707可以是来自表面阵列(5×5cm)的169个正方形换能器的500个散射(也称为3D体模成像)的成像模拟的结果，其中正方形换能器具有不同的配置。例如，通过合成孔径，传输源可被设置为1.5MHz，对应于1.03mm的波长λ且可由9个换能器进行。这9个换能器可以是来自用于接收的2D阵列的换能器，或可以是来自另一个2D阵列的换能器。
可通过使用方形换能器的2D超声阵列来获得图像703，方形换能器可定义直径等于波长的四倍的内切圆。然后，换能器的尺寸对应于4λx4λ的表面阵列中。
图像705可通过使用常规换能器的2D超声阵列来获得，其中表面阵列中换能器的尺寸可以是0.5λx 0.5λ。
根据本公开的一个或几个实施方案，可通过使用包括具有弯曲形状(凸形)的接收表面(或发射/接收表面)的方形换能器的2D超声阵列来获得图像707。更特别地，换能器的方形限定了具有等于四倍波长的直径的内切圆，以及接收表面(或发射/接收表面)的曲率半径是3λ。
最后，对于每个先前提到的配置，曲线图711呈现位于x＝0和z＝3.8cm的散射的反向散射信号的根据X轴的幅度。因此，曲线720对应于图像707的换能器的配置，曲线730对应于给出图像703的换能器的配置且曲线740对应于给出图像705的换能器的配置。
从曲线图711中可注意到，与换能器740的常规尺寸相比，使用具有720或不具有730曲率的更大尺寸的换能器，可以改善灵敏度(即，增加信噪比)。
同样，与常规的换能器705相比或与相同尺寸703但不具有弯曲形状的接收表面的换能器相比，包括具有弯曲形状707的接收表面的2D阵列的换能器还可以改善灵敏度以及对比度(图像703、705、707上的白色箭头)。
图8示出了当2D阵列的换能器的接收表面包括弯曲形状时校正延迟的效果。
每个图像803和805可以是从包括169个直径大于2λ(即对应于大于2λ的内切圆的直径)的圆形换能器的表面阵列(5x5cm)的相同配置的800个散射的成像模拟(也称为3D体模成像)的结果。通过合成孔径，传输源可设置为对应于水中1.04mm的波长λ的1.5MHz且可由9个凸换能器进行。
可通过对由在换能器处接收的反向散射信号产生的原始信号数据不施加校正延迟来获得图像803。可通过对原始信号数据进行校正延迟来获得图像805。根据一个实施例，考虑弯曲形状(在这种情况下是凸的)的校正延迟可包括于1-50μs。
最后，对于图像803，805，图像807呈现来自位于x＝0和z＝3.8cm处的散射的反向散射信号的中心幅度。
从曲线图807可注意到，与不应用校正延迟815的凸换能器的类似配置相比，在原始信号数据上应用校正延迟810可以改善灵敏度(即增加信噪比)。
同样，如在图像803和805上所注意到，与不应用校正延迟的凸换能器的类似配置相比，考虑换能器的发射/接收表面的凸形形状而应用校正延迟可改善灵敏度以及对比度(图像803和805上的白色箭头)。
具体实施方式
具有上述超声3D成像设备的探头的这种布置可以进行3D(或4D)超声图像。特别地，可对整个器官进行高分辨率的3D超声成像，所述器官可位于骨后或位于皮肤表面深处，例如脑或心脏。实际上，使用与相应的弯曲形状结合的大换能器可保证高能量传输以及高接收灵敏度，同时保持大孔径，并因此保证待成像器官的高分辨率和大视场。
例如，图9示出了在一个或几个实施方案中应用3D超声成像设备的第一实施例。
根据本公开的3D超声成像设备的探头901可定位在患者头部902的表面。在一个或几个实施方案中，所述探头可手动定位或通过操作者控制的机器人臂定位。发射的频率(或中心频率)可包括于0.5-3MHz。为有利于在头部表面和探头间传输和接收超声波，可使用液体/凝胶。
这种布置可以对具有大视场的患者的大脑进行3D或4D超声成像(或超声超快成像)。
此外，引导探头位置的机器人臂可用于在头部的几个位置处进行成像，以便以快速和有效的方式重建大脑的完整3D图像。
根据一个实施方案，探头可以是如图8所示的平面，或者可位于放置在患者头部的头盔中。
根据一个实施方案，所述探头可以是平面或弯曲形状。如果所述阵列是曲线形的，则上述对阵列平面的引用应理解为适于放置为与待成像区域接触的阵列表面。
根据一个或几个实施方案，所述超声2D阵列的表面可大于1000λ2，从而可以增加视场。
在一个或者更多个实施方案中，例如可将其定位在患者皮肤的表面，在用于脑成像的头部或在用于心脏成像的胸部。
在一个或几个实施方案中，所述探头可仅用作接收器。在此类实施方案中，第二探头可用于在介质中产生超声波。在一个或几个实施方案中，所述超声波可通过光声效应产生，例如激光可用于在介质中产生超声声波。在这种情况下，探头901的换能器的发射/接收表面可仅用于接收反向散射的超声波。
在一个或几个实施方案中，超声3D成像方法可如下进行：
-从在待成像区域中传播的反向散射的超声波获得信号，以响应于每个发射的超声波，
-基于所获得的信号生成3D图像，所述反向散射的超声波具有所述波长λ，
-对在每个发射的超声波后获得的采集信号施加校正延迟，以获得校正后的采集信号，所述校正延迟考虑到发射表面的弯曲形状，
-对校正后的采集信号施加波束形成以进行动态聚焦并生成3D图像；可在对每个发射波的接收中进行波束形成，以进行相干合成或合成孔径成像。
根据前述的合成孔径方法，可在待成像区域中发射超声波。
3D生成的超声图像可以是，例如整个器官的脉管***的3D图像。整个器官的脉管***的3D图像可通过使用超定位算法(或超声定位算法)来定位或/和跟踪注入到待成像区域(例如待成像的器官的脉管***)的血流中的微泡来获得。这种利用微泡的超定位算法的使用可以产生具有高空间分辨率的血管图。实际上，可在小于超声衍射极限的数量级上以及在远大于传统的频率限制成像深度的深度处获得小至10μm的器官的脉管***的分辨率。使用超定位算法生成的3D超声图像可称为3D超分辨率超声图像。
这样的超定位算法可如下进行：
/a/检测所述微泡，其包括：
-在3D B-模式体积上应用SVD杂波滤波器以从组织去除信号且仅保留微泡，
-在每个3D B-模式体积中检测局部最大值，
-应用基于微泡的平均能量水平的能量水平阈值以去除假阳性微泡，
-应用基于3D点扩展函数(PSF)相关的相关值阈值以去除假阳性微泡，
/b/跟踪微泡，通过：
-通过对微泡最大值周围的体素使用3D抛物面插值来检测微泡的精确中心，
-使用精确中心坐标，逐帧跟踪气泡
-恢复轨道的位置和速度，
/c/生成超分辨体积，通过：
-在网格上重建超分辨体积，所述超分辨体积的密度是所述网格的每个体素中的微泡的数目，所述超分辨体积的速度是所述网格的每个体素中的平均速度，
/d/基于超分辨体积生成3D超分辨图像。
图10示出了在一个或几个实施方案中通过使用超定位算法获得的3D超分辨率超声成像的实施例。
图10对应于使用常规3D超声成像探头(10cm x 10cm)换能器(每个换能器的尺寸为0.3λx 0.3λ)并结合使用微泡和超定位算法获得的对离体跳动的大鼠心脏的3D超声冠状动脉微循环成像。
为在图10上进行3D，由矩阵换能器以高重复率发射平面波，以便以高体积/速率在整个体积上重建3D图像。
如可在图10中所示，在心脏血流中注射微泡，然后对其进行定位和/或跟踪，可以获得分辨率小于10μm的心脏的脉管***的高分辨率成像。由于重复率高，可追踪心脏脉管***中的血液循环。
此外，由于小于10μm的分辨率，有可能以高精度在脉管***中定位潜在的疾病，但也有可能识别用传统3D成像技术不能识别的早期疾病。
图11示出了具有在介质中发射超声波的发散透镜的换能器的实验实施例。
在图11中，示出了当换能器与例如发散透镜的弯曲形状组合时对换能器的方向性的影响。
图11的图像A示出了换能器1110未与发散透镜(即声学透镜)组合且在介质中传输超声波的情况。图像A显示根据XZ窗口在介质中的切口，其中X轴对应于横向尺寸，而Z轴对应于介质中的深度。
图11的图像B示出了换能器1120与发散透镜(即声学透镜)1120a组合并在介质中传输超声波的情况。图像B呈现根据XZ窗口在介质中的切口，X轴对应于横向尺寸，而Z轴对应于介质中的深度。
图11的每个图像A和B可基于由水听器在空间的每个点处响应于介质中发射的超声波而记录的最大发射压力信号来获得。超声波的频率为1MHz。例如，以任意单位(u.a.)的标度可表示以分贝为单位的超声波的强度。
从图像A和B可注意到，发散透镜1120的使用可以增大换能器的开度角(即，减小方向性)，即增大横向尺寸，且因此可在接收或/和发射中使得超声波散焦。
图12示出了具有换能器的超声探头，该换能器具有发散透镜和通过使用这种超声探头获得的管中微泡的图像，所述超声探头使用超声定位显微镜算法来检测和跟踪管中的气泡。
在图12的图像A中呈现的超声探头1210可被配置和布置成与图1和2中呈现的用于超声成像的设备一起使用。
超声探头1210可包含具有多个换能器的矩阵阵列，例如16个换能器(或超声换能器)。矩阵阵列的每个换能器可与发散透镜1220组合。超声探头可连接到图1和2所示的用于超声成像的设备。
与这种超声探头结合的用于超声成像的设备可用于成像和跟踪包含在小于1.5mm声波波长的管中的流体(例如水)中的微泡。微泡跟踪后的管的图像显示于图12的图像B。所述管及其直径可代表血管***的脉管。从图像B可看出，可跟踪和成像在小于声波波长的管中的微泡1250以获得高分辨率图像，且因此表明可在血管***(或脉管***)的脉管中获得高分辨率(典型地，波长/10，例如小于150μm)，且因此可在脉管***中高精度地定位潜在的疾病，而且还可识别使用传统3D成像技术无法识别的早期疾病。所述方法还可用于评估血管中的流速并获得微血管网络的功能信息。

Claims (15)

1.超声3D成像探头(2)，其包含具有换能器的阵列，每个换能器被配置为用于在介质中的超声发射后至少从所述介质中的待成像区域(10)采集反向散射的超声波，当所述反向散射的超声波在所述介质中传播时，所述反向散射的超声波具有对应于特定波长λ的特定中心频率，所述阵列形成适于被放置为与所述介质接触的阵列表面且每个换能器具有用于至少接收所述反向散射超声波的接收表面，
其中每个换能器在阵列表面具有形状，其限定直径大于2λ的内切圆，且其中每个换能器：
-或者具有在垂直于所述接收表面的至少一个平面中，具有曲率的弯曲形状(401)的接收表面，
-和/或配有声学透镜，所述声学透镜被设计成模拟具有在垂直于所述接收表面的至少一个平面中，具有曲率的弯曲形状(503)的换能器，
-和/或由适于被独立控制的换能器元件的矩阵形成。
2.根据权利要求1所述的超声3D成像探头，其中每个换能器的所述接收表面具有弯曲形状且所述曲率具有包括于λ-40λ的至少一个曲率半径，或每个换能器的所述接收表面具有弯曲形状且所述弯曲形状是凸的。
3.根据权利要求1所述的超声3D成像探头，其中每个换能器的所述接收表面配有设计成模拟具有弯曲形状的换能器的声学透镜，所述声学透镜具有与所述换能器的所述接收表面相对的外表面，所述外表面是凸的或凹的。
4.根据权利要求3所述的超声3D成像探头，其中所述外表面是凸的且在垂直于所述外表面的至少一个平面中具有曲率且所述曲率具有包括于λ-40λ的至少一个曲率半径，
或其中所述外表面是凹的且在垂直于所述外表面的至少一个平面中具有曲率且所述曲率具有包括于λ-40λ的至少一个曲率半径。
5.根据前述权利要求中任一项所述的超声3D成像探头，其中所述声学透镜是包括分别与几种声速相关联的几种材料的复合声学透镜。
6.根据前述权利要求中任一项所述的超声3D成像探头，其中所述直径大于30μm。
7.超声3D成像设备，其至少包含：
-根据任一前述权利要求所述的超声3D成像探头(2)；
-控制单元(3)，其被配置为从由所述待成像区域(10)的换能器接收的所述反向散射超声波采集信号，以响应于每个发射的超声波，其中所述控制单元还被配置为基于所采集的信号生成3D图像。
8.根据权利要求7所述的超声3D成像设备，其中所述控制单元还被配置为使所述换能器在待成像区域发射超声波，以产生所述反向散射的超声波。
9.根据权利要求8所述的超声3D成像设备，其中所述控制单元还被配置为在每个发射的超声波发射后获得的采集信号上施加校正延迟(603；604)，所述校正延迟考虑了发射表面的弯曲形状。
10.根据权利要求7-9中任一项所述的超声3D成像设备，其中所述超声3D成像探头的每个换能器由适于被独立控制的换能器元件的矩阵形成，且所述控制单元被配置为对换能器的矩阵的换能器元件施加时间延迟，以在换能器尺度上模拟具有弯曲形状的换能器。
11.超声成像方法，其包括使用根据权利要求1-6中任一项所述的超声3D成像探头来采集在待成像区域中传播的反向散射超声波，所述反向散射超声波具有所述波长λ。
12.超声成像方法，其包括使用根据权利要求7-10中任一项所述的超声3D成像设备，用于从在待成像区域中传播的反向散射的超声波采集信号，以响应于每个发射的超声波且用于基于采集的信号生成3D图像，所述反向散射的超声波具有所述波长λ。
13.超声成像方法，其包括使用根据权利要求12所述的超声3D成像设备，其中根据合成孔径方法在待成像区域发射所述超声波。
14.超声成像方法，其包括使用根据权利要求12或13所述的超声3D成像设备，其中所述方法还包括：
-对每次发射超声波后获得的采集信号施加校正延迟，以获得校正后的采集信号，所述校正延迟考虑了发射表面的弯曲形状，
-对校正后的采集信号施加波束形成，以进行动态聚焦并生成3D图像；所述波束形成在接收时，对每个发射波进行相干合成或合成孔径成像。
15.根据权利要求11-14中任一项所述的超声成像方法，其中微泡存在于所述待成像介质中且使用超定位算法在所述3D图像中定位和/或跟踪，以及
其中所述超定位算法包括：
/a/检测所述微泡，其包括：
-在3D B-模式体积上应用SVD杂波滤波器以从组织去除信号且仅保留微泡，
-在每个3D B-模式体积中检测局部最大值，
-应用基于微泡的平均能量水平的能量水平阈值以去除假阳性微泡，
-应用基于3D点扩展函数(PSF)相关的相关值阈值以去除假阳性微泡，
/b/跟踪微泡，通过：
-通过对微泡最大值周围的体素使用3D抛物面插值来检测微泡的精确中心，
-使用精确中心坐标，逐帧跟踪气泡
-恢复轨道的位置和速度，
/c/生成超分辨体积，通过：
-在网格上重建超分辨体积，所述超分辨体积的密度是所述网格的每个体素中的微泡的数目，所述超分辨体积的速度是所述网格的每个体素中的平均速度，
/d/基于超分辨体积生成3D超分辨图像。
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