描述的各方面和实施例提供一种超声方法和一种超声装置，以及可操作来执行该方法的计算机程序产品。
背景技术：
：：超声是一种广泛应用的分析工具。与其他可能的分析工具相比，超声的优点包括安全和低成本。然而，例如，由于通常使用的超声换能器固有的有限分辨率和视点相关产物，常规的超声系统可以产生可能难以评估的信息。使用通常的超声换能器进行超声成像可能特别具有挑战性，例如，如果寻求在大深度成像。技术实现要素：第一方面提供了一种超声方法，该方法包括：配置两个或多个分离的超声发射器以将信号发射至重合区域；配置接收阵列，以在发射信号与位于重合区域内的介质进行相互作用之后接收表示来自两个或多个发射器中每一个的发射信号的波前；分析每个接收到的波前以确定两个或多个分离的超声发射器中每一个的相对空间位置；以及在发射信号与位于重合区域内的介质进行相互作用之后，使用两个或多个分离的超声发射器中每一个的确定的相对空间位置来对来自两个或多个发射器中每一个且在接收阵列处接收的波前进行相干信号组合。已知多种改善使用超声技术采集的数据的机制。例如，这样的机制包括复合数据采集方法和系统结构，扩大视野的方法和系统结构，以及和操作以增加超声数据采集系统的有效孔径的结构。该第一方面认识到，包括发射阵列和接收阵列的典型超声换能器通常设计用于特定应用。例如，在临床或医学环境中，将换能器的尺寸确定为允许操作员握住并移动换能器，并且换能器的形状和尺寸使得当它绕着物体的表面移动时其可以保持与人体或动物体表面的接触。超声的其他应用对于超声发射器和/或接收器的物理尺寸可能具有类似的限制。由于物理限制，可以通过超声技术采集的数据可能会受到限制。众所周知，例如在光学和射频系统中，增加有效孔径可以改善从采集的数据中创建的图像。扩展孔径的超声系统的创建可能受到复杂性、费用的限制，并且具有大的物理尺寸以允许大孔径的超声换能器对不同应用的适应性有限。该第一方面认识到，使用简单的超声组件可以实现一种方法，该方法允许解决超声应用中的一个或多个挑战。根据第一方面的方法认识到，超声系统中的挑战之一可以是该系统中的发射元件和接收元件的准确和精确的位置。第一方面提供了一种基于超声系统采集的信息来定位系统中关键元件的方法。尤其地，第一方面提供了一种在元件正在使用超声方法采集有关被研究介质的信息的同时通过使用由系统的元件发射和接收的超声波来确定物理位置的方法，而不是需要知道或维持形成超声系统的一个或多个元件的特定物理位置。根据第一方面的方法可以提供一种机制，该机制既可以确定超声系统的关键操作元件的位置，又可以在确定了那些位置之后改善对超声系统采集的数据的解释。该第一方面提供了一种超声方法。该超声方法可以包括医学或临床超声方法。超声方法可以包括医学超声成像方法。该方法可以包括以下步骤：配置两个或多个分离的超声发射器以将信号发射至重合区域中。那些发射器可以包括点发射器或发射元件或发射阵列。发射阵列可以包括多个发射元件。在任一种情况下，由两个或多个超声发射器发射的信号都穿过至少部分重叠或重合的区域。该区域可以包括成像区域，要研究的介质可以放置在该成像区域中。该第一方面的方法可以包括以下步骤：配置接收阵列，以在发射信号与位于重合区域内的介质进行相互作用之后接收表示来自两个或多个发射器中每一个的发射信号的波前。接收阵列可以包括多个接收器元件，该多个接收器元件被配置为在发射的信号由被研究介质散射之后接收该发射的信号。该方法可以包括分析由接收阵列接收的每个接收到的波前的步骤。在接收阵列处对接收到的波前的形式进行分析可以允许确定两个或多个分离的超声发射器中每一个的相对空间位置。分析由接收阵列接收到的每个波前可以包括基于由第一超声发射器发射的信号来分析在接收阵列处接收到的一个或多个波前，以及分析来自第二超声发射器且在接收阵列处接收到的一个或多个波前。接收的来自第一超声发射器和第二超声发射器的波前可以进行比较。然后，该方法可以包括：在发射信号与位于重合区域内的介质进行相互作用之后，使用两个或多个分离的超声发射器中每一个的确定的相对空间位置来对来自两个或多个发射器中每一个且在接收阵列处接收的波前进行相干信号组合。因此，通过在时间窗口上分析接收到的波前以确定分离的超声发射器的相对空间位置，可以进行相干信号组合，并因此可能获得在重合区域内的介质的改善图像。第一实施例的该方法可以用少至两个有效分离的超声发射器来执行。该发射器可以是不同的远程和/或物理上分离的。该接收阵列可以与发射器共置，或者可以远离发射器。该第一方面认识到，使用超声信号本身来计算发射器的相对位置意味着不需要精确地知道(例如使用平移台设备或类似设备)或者限制超声发射器在空间中的物理位置。重要的要求是，在接收阵列处接收的来自发射器的信号在感兴趣区域中至少部分重叠。换句话说，如果发射器指向相同(重叠)体积的目标介质，则可以利用第一方面的方法并使用在接收阵列处接收到的超声信号来确定发射器的位置。在一个实施例中，该分析包括：选择一个或多个参数，该一个或多个参数定义两个或多个分离的超声发射器中每一个的相对空间位置。因此，可以选择共同起作用以定义发射器在空间中的位置的任何参数集。在一个实施例中，选择一组参数以及每个参数的一组可能范围。提供发射器相关位置的相关范围内的初始“种子”猜测可以用作开始位置，以用于后面实施根据第一方面的优化方法。在一个实施例中，该分析包括：使用接收到的波前来对定义两个或多个分离的超声发射器中每一个的相对空间位置的一个或多个参数进行初始猜测。也就是说，可以对发射器的相对位置进行粗略的猜测，该猜测取决于接收到的波前。例如，可以识别来自每个发射器的从介质内的散射体接收到的波前。由于被同一散射体散射的两个接收到的波前在接收时间上的差异将归因于从发射器到共同散射体传播时间的差异，因此可以估算距离。在一个实施例中，该分析包括：从设置在每个超声发射器处的一个或多个方向传感器接收一个或多个参数的指示，该一个或多个参数定义两个或多个分离的超声发射器中每一个的相对空间位置。因此，可以通过提供的一个或多个物理定位传感器来提供初始猜测，该初始猜测可以通过根据第一方面的方法来精确。例如，那些传感器可以位于发射器主体上。在一个实施例中，该参数包括：允许确定两个或多个分离的超声发射器中每一个的相对空间位置的一个或多个参数的组合。因此，可以选择角度和距离以及其他类似参数的组合。在一个实施例中，该参数包括以下中的一个或多个：位于重合区域内的介质内的一个或多个散射体的位置；超声波发射器之间的相对角度；超声发射器到接收阵列的相对距离；位于重合区域内的介质内的声速。在一个实施例中，该参数包括：位于重合区域内的介质内的一个或多个散射体的位置；超声波发射器之间的相对角度；超声发射器到接收阵列的相对距离；位于重合区域或等同区域内的介质内的声速。在一个实施例中，该分析包括：通过精确对两个或多个分离的超声发射器中每一个的相对空间位置进行定义的参数，增加接收到的波前之间的对应性。在一个实施例中，对应性包括接收到的波前之间的相关性。因此，使用迭代过程来执行第一方面的方法的分析步骤。可以使用各种标准来“停止”迭代或精确过程。该停止标准可以包括选定的迭代次数。该停止标准可以包括通过选定阈值的适合度的测量值。该停止标准可以包括达到平稳的拟合参数的最大值或最小值或变化率。在一个实施例中，该方法还包括：在执行相干信号组合时使用精确的参数来选择要使用的相对空间位置。因此，一旦计算出发射器的精确的空间位置，则可以对来自每个发射器且在接收阵列处接收到的信息执行相干信号组合。也就是说，可以对来自两个或多个超声发射器且在接收阵列处接收到的信号进行匹配。该第一方面的一些实施方式可以提供一种超声方法，该方法包括：配置两个或多个分离的超声发射器以将信号发射至重合区域；配置接收阵列，以在发射信号与位于重合区域内的介质进行相互作用之后接收表示来自两个或多个发射器中每一个的发射信号的波前；分析每个接收到的波前以确定两个或多个分离的超声发射器中每一个的相对空间位置的指示；以及使用两个或多个分离的超声发射器中每一个的相对空间位置的确定的指示来计算位于重合区域内的介质的一个或多个特性。在一些实施例中，该一个或多个属性可以包括在介质的(子)区域内的声音信号的速度。在一些实施例中，该一个或多个特性可以包括介质的区域的密度图。可以理解，由不均匀的介质引起的波前像差会限制超声图像的质量，并且是使用大孔径换能器实现衍射极限分辨率的一个重要障碍[18]。根据第一方面的方法的一种实施方式可以假设声速沿着传播路径是恒定的。然而，在一些实施例中，由于声速是可以被优化的参数，所以所描述的方法可以适用于声速在空间中变化的非均匀介质。在这种情况下，例如，可以通过分段连续层来对介质进行建模。可以以递归方式应用优化方法，将视场划分为具有不同声速的适当子区域。更准确声速估计可以允许改进的波束形成并允许更高阶的相位像差校正。此外，介质内的声速图可用于组织表征。该第一方面的实施方式允许一种系统，该系统避免了需要对设置为将信号发送至重合区域中的两个或多个分离的超声发送器的相对位置进行预先校准和/或提前了解。特别地，并不需要执行从发射器到接收器的直接传输来计算发射器和接收器的相对位置，而是可以使用从被研究的散射介质处获得的数据来计算发射器的相对位置。使用被研究的介质中的散射体来确定发射器的相对位置的实施方式呈现了一种有效的机制，可确保几何形状始终可以得到支持(假设存在重合区域)。该第一方面的一些实施方式提供了一种方法，该方法使用共享信息(例如，所接收到的交叉换能器数据中的主要散射体或其他显著特征)来使得能够对孔径进行定位，即使在被研究的介质中不存在清晰的点目标。在一些结构中，主要散射体的外源，例如低浓度的微气泡，可用于辅助所接收到的交叉换能器数据之间的相关性。该第一个方面的实施方式认识到，尽管通常的孔径(在每个单独的发射器阵列/接收器阵列内形成)可能受限于由被研究的介质内声速的弥散度所设定的最大可用尺寸，但是一些实施例可以包括由多个发射器阵列/接收器阵列形成的“超级孔径”且该超级孔径不受那个相同的最大尺寸约束。第二方面提供了一种计算机程序产品，该计算机程序产品当在计算机上执行时可操作以执行第一方面的超声方法。第三方面提供了一种超声装置，该超声装置包括：两个或多个分离的超声发射器，其被配置为将信号发射至重合区域；接收阵列，其被配置为在发射信号与位于所述重合区域内的介质进行相互作用之后接收表示来自两个或多个发射器中每一个的发射信号的波前；位置处理逻辑，其被配置为分析每个接收到的波前并确定两个或多个分离的超声发射器中每一个的相对空间位置；以及信号组合逻辑，其被配置为在发射信号与位于重合区域内的介质进行相互作用之后使用两个或多个分离的超声发射器中每一个的确定的相对空间位置来对来自两个或多个发射器中每一个且在接收阵列处接收的波前进行相干信号组合。在一个实施例中，两个或多个分离的超声发射器被定位成使得它们的信号量在重合区域内至少部分重叠。换句话说，该两个或多个分离的超声发射器被定位成使得每个分离的超声发射器的视场或椎状视场至少部分地与重合区域内的各发射器的视场相互重叠。在一个实施例中，超声信号包括脉冲超声信号。超声脉冲的重复率可以取决于要成像的感兴趣介质内的深度。较高的脉冲频率提供了对所研究介质的较高时间采样。在一个实施例中，两个或多个分离的超声发射器被配置为基本上同时将信号发射至重合区域中。在一个实施例中，该两个或多个分离的超声发射器被配置为将信号连续地发射至重合区域中。根据应用的不同，可以选择适当的传输模式。并行传输可能会增加计算复杂性，但会增加接收阵列采集到的信息的灵敏性。在一个实施例中，由两个或多个发射器中每一个所发射的信号包括平面波。在一个实施例中，由两个或多个发射器中每一个所发射的信号包括点超声源。在一个实施例中，所发射的信号包括已知的波配置。所发射的信号可以包括任何合适的已知波配置，例如正弦波或类似波形。在一个实施例中，该装置还包括：至少一个另外的接收阵列，其被配置为在发射信号与位于重合区域内的介质进行相互作用之后接收表示来自两个或多个发射器中每一个的发射信号的波前；其中，所述位置处理逻辑被配置为分析在每个接收阵列处接收的每个接收到的波前并确定两个或多个分离的超声发射器中每一个的相对空间位置；并且其中，信号组合逻辑被配置为在发射信号与位于重合区域内的介质进行相互作用之后，通过对来自两个或多个发射器中每一个且在每个接收阵列处接收的波前进行组合，使用两个或多个分离的超声发射器中每一个与每个接收阵列的确定的相对空间位置来对位于重合成像区域内的介质进行相干图像重建。因此，可以使用两个或多个接收阵列执行相同的分析，从而有效地增加接收孔径。在一个实施例中，两个或多个分离的超声发射器中的至少一个以及一个或多个接收阵列被并置以形成超声换能器。在一个实施例中，两个或多个分离的超声发射器中的每一个以及接收阵列被共置以形成超声换能器。在所附的独立权利要求和从属权利要求中列出了进一步的特定和优选方面。从属权利要求的特征可以适当地与独立权利要求的特征相结合，并且可以以不同于权利要求中明确阐述的那些特征的组合来结合。尤其地，第一方面的特征可以适当地结合到第三方面中，反之亦然。在将装置特征描述为可操作以提供功能的情况下，可以理解，这包括提供该功能或者被适配或配置为提供该功能的装置特征。附图说明现将参考附图进一步描述本发明的各实施例，其中：图1为多换能器波束形成方案的几何表示；图2示意性地显示了一包括两个超声换能器的实验装置；图3更详细地显示了图2的实验装置；图4图形化地示出了使用参数的初始估计和最佳值获得的相干多换能器图像，数据与表i中所示的数据相对应；图5为最佳参数的归一化值的箱线图，该最佳参数定义了实验期间坐标系和声速之间的刚体变换；图6示出了使用单个换能器获得的线状体模图像(imageofawirephantom)、非相干地组合从两个超声换能器中采集到的数据而获得的线状体模图像以及相干地组合从两个超声换能器中采集到的数据而获得的线状体模图像；图7和图8示出了图6所示散射体深度处点扩散函数(psf)的相应横切面；图9示出了使用单个换能器和相干的多换能器获得的包络检测的psf和k空间表示的比较；图10显示了在无变迹和有变迹的情况下多换能器超声方法的包络检测的psf和k空间表示，该方法复合了覆盖60°的总角度范围的121个平面波；图11示出了形成最终“多相干”图像的一组单独的子图像；图12示出了通过不同方法获得的比对体模的实验图像；图13为两个探头t1和t2的共同视场(fov)的示意图；图14显示了一具有8mm厚的肌肉层和25mm厚的脂肪层的传播介质的声速图示例；图15为两个线性阵列的空间位置示意图；图16为两个线性阵列的空间位置以及其在不同成像深度下的视场的示意图；图17为常规孔径图像；图18显示了来自无像差介质的模拟psf和病变图像，用于增加cmtus系统的有效孔径和间隙；图19比较了cmtus方法和单探头系统的经计算的图像质量测量指标；图20将cmtus图像与单探头系统在两个不同成像深度处(100mm和155mm)进行比较；图21比较了作为成像深度函数的经计算的质量测量指标；图22为由常规孔径1个探头(a-d)、2个探头(e-h)和cmtus方法(i-1)通过不断增加厚度的像差层获得的模拟图像的比较；图23示出了脂肪层厚度为35mm的介质的模拟延迟的射频数据；图24为不同成像方法的经计算的质量测量指标的比较；图25示出了使用1个探头和cmtus在控制情况下通过石蜡样品获得的体模图像的比较；图26示出了两种不同采集技术的经计算的质量测量指标、横向分辨率(lr)、对比度以及对比度与噪声比值(cnr)的比较；图27比较了实验点目标图像；以及图28示出了使用不同波束形成参数获得的实验延迟的射频数据。具体实施方式在详细描述一个特定实施例之前，提供利用所述概念的方法和装置的总体概述。整个成像系统都认识到，扩展孔径有可能提高成像性能[1]。当使用超声作为分析工具时，特别是在临床环境中，孔径大小可能受到与扩展孔径系统相关的复杂性和费用的限制。此外，具有大的物理尺寸以允许大孔径的超声换能器对不同应用的适应性有限。以超声成像的临床应用为例，典型的临床超声探头由医生控制和移动以适应人体的轮廓和形状。物理超声换能器尺寸成为成本、人体工程学和图像性能之间的折衷。提供一种在不改变常规超声探头尺寸的情况下改善超声图像质量的方法可能是有用的。在合成孔径超声成像[2]、[3]中，显示了与更宽的相干孔径相关的改进。在这些装置中，通过机械移动和跟踪超声换能器来获得扩展孔径。详细的位置和方向跟踪信息用于识别获得的超声图像的相对位置和方向，然后将这些超声图像合并到最终图像中[4]。然而，跟踪系统的噪声和标定误差会传播到相干图像重建中，导致图像退化。实际上，需要亚波长定位精度来合并来自多个姿态的信息。在传统的超声校准中，要达到这样的精度是很有挑战性的。为了实际实现，需要更精确的校准技术[3]、[5]。此外，该技术在活体内的可行性受到长时间采集(每张图像大于15分钟)的限制，这可能会破坏相干孔径[6]。分辨率受到运动伪影、组织变形和组织像差的影响，且运动伪影、组织变形和组织像差都随着有效孔径的增大而恶化[7]。根据一些方面和实施例的方法可以提供全相干多换能器超声成像系统。该系统可以由多个超声换能器组成，这些超声换能器是同步的、在空间中自由布置的、并且被配置成传输平面波(pw)。通过相干地集成不同的换能器，在发射和接收中都可以获得更大的有效孔径，并可以形成改善的最终图像。如前所述，由不同换能器获得的信息的相干组合要求该系统内发射器和接收器的位置为已知的且达到亚波长精度。大体上，描述了一种能够在多发射器系统中实现超声发射器(和接收器)的精确亚波长定位的方法。基于同一换能器接收到的同一个点声源的后向散射回波的空间相干函数，可以在不使用外部跟踪设备的情况下对多换能器超声成像系统中的多个换能器进行定位。使用平面波(pw)产生比合成孔径法更高的能量波场，从而提高穿透力。使用平面波还可以实现更高的帧速率[8]。经典平面波成像的原理、使用的术语以及多换能器波束形成的概述一起总结如下。描述了一种精确计算不同换能器空间位置的方法。描述了实验体模测量值，并示出了由多换能器系统获得的相应结果。结果与使用单个换能器的常规平面波成像以及来自多个换能器的非相干复合图像进行了比较。理论通过减小f值(其表示聚焦深度与孔径大小的比)，可以提高超声图像质量。扩大孔径是提高成像性能的直接方法。因此，如果可以将来自不同换能器的信息进行相干组合，则大大增加系统的孔径大小，有望获得增强的图像。在一种可能的相干多换能器方法中，单个换能器用于每次传输以产生平面波(pw)，该平面波隔离了发射换能器的整个视场(fov)。使用形成多换能器系统一部分的所有换能器记录从介质散射得到的回波。通过依次从每个单独的换能器进行传输来执行数据采集序列。遵循传统的平面波成像方法，了解每个换能器的位置(并考虑到完整的发射和接收路径长度)，可以将来自多个换能器的采集数据的相干总和用于形成更大的孔径并获得图像。多换能器符号和波束成形研究了一个由n个矩阵阵列组成的3d架构，该n个矩阵阵列在空间中自由放置并且具有部分共享视场(fov)。这种架构表示多个超声换能器的定位。除了至少部分重叠的视场之外，换能器可以被认为是在空间中的任意位置。换能器是同步的(换句话说，在这种结构中，超声换能器的发射模式和接收模式中的触发和采样时间是相同的)。超声换能器被配置成轮流将平面波传输到介质中。该结构使得每个发射波被所有换能器接收，包括发射换能器。因此，单个平面波发射产生n个射频数据集——每个接收换能器对应一个射频数据集。该架构采用以下术语描述：点用大写字母表示(例如p)；表示相对位置的向量用粗体小写字母表示(例如r)；单位向量用“上沿(hat)”标记；以及矩阵用粗体大写字母书写(例如r)。索引惯例是使用i用于发射换能器，j用于接收换能器，h用于换能器元件，k用于散射体。其他索引在使用时也作了说明。该装置由n个矩阵阵列换能器ti(i＝1，……，n)定义，其中h个元件如图1所示。ti的位置和方向由轴{x^i；y^i；z^i；}和原点oi表示，该原点oi定义在换能器表面的中心，其中z^i方向与换能器表面正交并远离换能器i。由换能器ti传输的平面波由平面pi定义，其可通过垂直于平面n^i和原点oi的法线来表征。由换能器j在时间t时在元件h上接收到的射频数据被记为tirj(h；t)。所产生的图像和所有换能器坐标在空间中任意定位的世界坐标系中定义，除非特别提及换能器的局部坐标系，在换能器的局部坐标系下使用上标i。图1为多换能器波束形成方案的几何表示。在图1所示的示例中，换能器t1发射平面波，t2接收从qk散射到元件h上的回波。使用上述符号，平面波成像波束形成[8]可扩展到图1所示的多换能器方案。假设换能器ti发射平面波，在qk处待形成波束的图像点可根据如下公式从换能器tj处接收到的回波计算出：其中c为介质的声速，d为波传播的距离，该距离可分为发射距离和接收距离：其中dt测量点和平面之间的距离(发射距离)，dr：h为点和接收元件之间的距离(接收距离)。这些距离可计算如下：以及其中||||是通常的欧几里德距离，rj＝[x^jy^jz^j]为3x3矩阵，其通过三个旋转角度被参数化：其与偏移量oj一起用6个参数表征换能器tj的位置和方向[9]。在计算出总距离后，可以针对每对发射换能器——接收换能器评估方程(1)，并且可以通过相干地将各个波束形成图像相加来获得总波束形成图像s(qk)：换能器位置的计算为了进行上述相干多换能器复合，需要每个成像换能器的位置和方向。这样就可以计算传输到任何接收换能器的波的传播时间。本节描述了当多个换能器从同一发射(和散射)波同时接收时，利用接收到的射频数据的一致性来精确计算这些位置的方法。所述的方法假设，除了位于位置qk(k＝1，……，k)的k点散射体，介质基本上是均匀的并且所有换能器都被认为是相同的。考虑以下发射序列：平面波由换能器ti发射且被构成多换能器系统的n个换能器接收；平面波由tj发射且也被所有换能器接收；这个过程一直持续到n个换能器依次发射。在每个发射器依次工作的时间内，假设所研究的系统和介质保持完全静止。在使用所有换能器发射时，由同一散射体产生并由同一换能器tj接收的波场必须相关或具有空间协方差[10]。也就是说，对于每个元件h，时序上的唯一差别是发射时间(接收时间相等，因为接收换能器是相同的)。当补偿发射时间差时，元件h处接收的信号将与时间相关。一种方法包括寻找“最佳”参数，对于共同视场中的所有散射体，共享接收换能器的接收射频数据集之间的时间相关性在该“最佳”参数时最大。由于接收时间还取决于介质c中的声速和散射体qk的位置，因此未知参数为：θ＝{c，q1，...，qk，φ1，o1，...，φ|n，on}(6)注意，由于定义换能器空间位置的参数取决于世界坐标系的定义，因此可以通过将世界坐标系定义为与一个换能器的局部坐标系相同来减少未知参数的向量。同一元件接收到的信号之间的相似度可以使用归一化交叉相关ncc来计算，其中yi；h；j；k表示当从ti发射时从qk反向散射且被元件h在换能器j上接收到的信号，其可以计算如下：t为时间发射脉冲长度。然后考虑所有元件，可以根据以下计算由同一换能器j接收的射频数据之间的总相似度其中为信号yi，h，j，k的包络，为希耳伯特变换；且wi，h，j，k被定义为：函数wi，h，j，k为表示同一换能器j中每个元件与其余元件相关的元件的加权。如果不考虑换能器内部信道相关性，在不理想的情况下(波接收时间是错误的但以类似的方式用于不同的发射换能器)，则可能产生错误参数的低差异值。对所有接收换能器和散射体求和得到待最大化的最终成本函数：“最佳”参数包括所有涉及的换能器的相对位置和方向、介质中的声速以及介质中散射体的位置，并可通过应用使成本函数最大化的搜索算法来找到：方程(12)可以通过使用基于梯度的优化方法被最大化[11]。方法图2示意性地显示了包括两个超声换能器的实验装置。该方法使用具有超声体模的部分共同视场(fov)的两个相同线性阵列进行了实验测试。该相同的线性阵列位于同一平面(y＝0)上。在这种2d构架中，定义换能器位置和方向的参数被减少至一个旋转角和一个2d平移[9]。实验顺序从换能器1向感兴趣区域发射平面波开始，在感兴趣区域中5个散射体位于换能器1和换能器2的共同视场内。在该系统中，两个换能器都接收到后向散射的超声场(t1r1和t1r2)。在相同的条件下，重复该顺序，用换能器2发射并用两个换能器获取后向散射的回波t2r1和t2r2。体模采集是在一个定制的浸入蒸馏水中的线状目标体模(直径为200μm)上进行的。该体模位于多个换能器的重叠成像区域内，因此所有散射体都在共同视场内。实验装置实验装置包括两个同步的256通道的超声先进开放平台(ula-op256)系统(意大利佛罗伦萨大学msd实验室)[12]，每个ula-op256系统用于驱动由144个压电元件组成的超声线性阵列(意大利佛罗伦萨esaote公司的成像换能器la332)，其具有从2mhz到7.5mhz的6db带宽。在采集之前，通过精密的光学机械装置，探头被小心地对准在同一高度平面上。每个探头由一连接到双倾斜旋转台的3d打印外壳结构支撑，然后安装在xyz平移和旋转台(美国thorlabs)上。两个换能器的成像平面(y＝0)是由浸入水箱中的两根平行线定义的。图3更详细地显示了图2的实验装置。图3中显示的组件用字母标记：(a)线性阵列、(b)3d打印探头支架、(c)双倾斜旋转台、(d)旋转台、(e)xyz平移台。脉冲排序与实验方案进行了两个独立的实验。首先，两个探头都安装和固定在以上所述的光机械装置中的静态采集。第二个实验是无约束(free-hand)演示。在这种情况下，两个探头都由操作员抓住和控制。换能器的移动被小心地限制在同一高度平面内，即y＝0，并将两个共同目标保持在共同视场内。使用了两种不同类型的脉冲序列。在静态实验中，对于每个探头以交替顺序，即当两个探头接收时每次只有一个换能器发射，覆盖60°的总扇形角(从-30°到30°，0.5°的步长)的121个平面波从每个探头的144个元件以3mhz的频率发射，其中脉冲重复频率等于4000hz。透射平面波之间的总扇形角被选择成与探头之间定义的角度大致相同。在39mhz的采样频率下获得了散射到77mm深的射频原始数据。无论是在发射还是接收上都没有变迹。这个序列的总时间是60.5毫秒。在无约束演示过程中，21个平面角(从-5°到5°，0.5°的步长)从每个探头处发射，并获得了后向散射至55mm深的射频原始数据。其余设置与固定探头实验相同。用这个时间序列的总采集时间为1秒。数据处理需要启动优化算法的参数θ0＝{c，q1，...，qk，φ1，o1，φ2，o2}的初步估计选择如下：传播介质的声速是根据文献选择的，在水的情况下其为c＝1496m/s[13]。考虑到世界坐标系与换能器1(φ1＝0，o1＝[0，0])的局部坐标系相同，使用基于点的图像配准来计算定义换能器2位置的参数{φ2，o2}[14]。对于散射体位置qk，使用如[15]所述的从目标返回的回波的最佳拟合单向几何延迟计算其初始值。使用共同视场内的所有目标进行优化。对于静态实验，由于没有运动，只需要一组最佳参数，并且可以用相同的最佳参数对不同角度发射的平面波所对应的所有射频数据进行波束形成。然而，为了验证优化算法，计算了121个最佳参数集，每个发射角一个。对于无约束演示，使用不同的优化参数集生成每个帧，其中每个后续优化都使用前一帧的最佳值初始化。提出的该方法与传统的使用单个换能器的b模式成像以及由两个独立换能器采集的b模式图像非相干合成进行了比较。在静态实验中获得的图像被用于图像性能分析。使用方程式(5)将在一个序列(t1r1、t1r2、t2r1、t2r2)中获得的各个图像的总和相加，得到最终图像：s(qk)＝s1，1(qk)+s1，2(qk)+s2，1(qk)+s2，2(qk)(13)空间分辨率从单个散射体上的点扩散函数(psf)中计算。通过从包络检测的数据中找出仰角维度中的峰值的位置来选择进行2dpsf分析的一轴侧平面。横向和轴向psf剖面取自点目标的中心。然后通过测量-6db水平处的psf宽度来评估横向分辨率，并且轴向分辨率作为轴向(深度)方向-6db水平处的psf尺寸。此外，用频域或k空间表示法来描述所提出的多换能器系统在图像质量方面的性能，例如分辨率方面的性能。从波束形成数据中提取轴出轴侧射频pfs，并用2d傅里叶变换计算k空间表示。虽然轴向分辨率由发射的脉冲长度和发射孔径函数决定，系统的横向响应可以通过发射孔径函数和接收孔径函数的卷积来预测[16]。结果在静态实验中，为每个发射角计算的121个最佳参数集收敛到相同的结果。初始值和获得的最佳值汇总在以下的表i中。表i系统参数的初始估计值和最佳值图4图形化地示出了使用参数的初始估计和最佳值获得的相干多换能器图像，该数据与表i中所示数据相对应。可以看出，在实施优化方法后，使用位置参数的初始估计所获得的图像中psf上的模糊效应可以得到补偿。表i和图4所示的收敛性也被无约束实验的结果验证了。在这种情况下，每个发射角度都在总的采集时间内得到优化。在计算了第一次发送的pw的位置参数的初始估计之后，每个随后的优化都用先前的发射事件的最佳值进行初始化。图5为最佳参数的归一化值的箱线图，该最佳参数定义了实验期间坐标系和声速之间的刚体变换。正如可以预测的那样，旋转参数和平移参数呈现出更大的值范围，而介质中的声速可以被认为基本上是常数。在采集时间内，最佳声速的平均值为1466.00m/s，标准差为0.66m/s。图6示出了使用单个换能器(t1r1)获得的线状体模图像、非相干地组合从两个超声换能器中采集到的数据(包络检测图像t1r1、t2r2)而获得的线状体模图像以及相干地组合从两个超声换能器中采集到的数据(t1r1、t1r2、t2r1、t2r2)而获得的线状体模图像。通过比较来自单个换能器的图像和来自多换能器方法的图像，可以看出线状目标的重建图像得到了明显的改善。三幅图像的psf可以进行比较。图7和图8分别使用0°处的单个平面波和在60°的总角度范围内复合的121个平面波示出了图6所示的每张图像在散射体深度处psf的相应横切面。为了分析多换能器方法，使用了可以获得最佳分辨率和更常规的psf形状的世界坐标系。该坐标系是通过将换能器t1的局部坐标系旋转两个换能器之间的等分线角来定义的。在这个坐标系中，最佳的可能分辨率与x轴对齐。非相干多换能器结果表明优化是有效的，因为优化后的参数用于了非相干复合包络检测子图像t1r1和t2r2。在60°的总角度范围内复合121个平面波产生的psf中，分析了多相干psf中的变迹效应，其强调了低横向频率。所有这些方法的性能总结在表ii中。表ii不同方法的成像性能可以看出，相干多换能器采集的横向分辨率最佳，而最差的横向分辨率对应于由组合两个换能器采集的独立图像而生成的非相干图像。旁瓣的特性有很大的差异，这在相干多换能器方法中差异更大。当采用单个平面波时，最大的差别是第二个旁瓣之间的差别，相干多换能器方法的第二个旁瓣比传统的单换能器方法升高了13db，而第一个旁瓣的差值为3.5db。这表明，虽然可以实现显著的图像改善，但图像可能会受到旁瓣的影响。与传统的由单个换能器获取的图像相比，变迹法使得第一旁瓣显著降低且分辨率提高65％。图9示出了使用单个换能器和相干的多换能器获得的包络检测的psf和k空间表示的比较。在k空间表示中分析了用单个换能器(t1r1)获得的psf以及由两个换能器获得的相干复合图像。图9示出了在0°时使用单个平面波的相应结果。图像呈现在换能器1的局部坐标系中。线性系统的一个重要结果是可以应用叠加原理。正如预期的那样，总体的k空间表示显示了扩展的横向区域，该横向区域对应于在相干多换能器方法中形成图像的四个单独的k空间的总和。应该理解，由于两个换能器相同但具有不同的空间位置，因此它们在不同的空间位置表现出相同的k空间响应(相同的发射孔径函数和接收孔径函数)。考虑到换能器之间的分离，系统孔径的不连续致使在空间的频率空间中产生间隙。该不连续可以与由两个换能器定义的角度相似的角度范围内被复合平面波填充。图10显示了在无变迹和有变迹的情况下多换能器超声方法的包络检测的psf和k空间表示，该方法复合了覆盖60°的总角度范围的121个平面波。尤其地，图10示出了在复合具有0.5°间隔的121个角度(其定义了60°的总扇区)之后所产生的psf以及相应的连续k空间。该连续k空间的形貌可以通过加权来自不同图像的数据来重新成形，这些不同图像被组合成最终图像。可以创建一显示减少的旁瓣的更常规的传递函数，以强调主要由子图像t1r2和t2r1定义的低横向空间频率。图10示出了用向量[1；2；2；1]加权子图像t1r1、t1r2、t2r1和t2r2所产生的的psf及其相应的k空间表示。讨论所述研究介绍了一种新的同步多换能器超声系统和方法，其通过将不同换能器采集到的所有各个图像进行相干叠加可以显著优于传统的平面波超声成像。除了使用多个换能器所允许的扩展视场外，还通过实验证明了分辨率的提高。此外，由子图像的相干组合形成的最终图像可以呈现与在单个图像中所示的不同的特征。例如，在多个换能器的共同视场中，最终图像可以具有提供最佳性能的区域，并且最终图像的质量可能在该区域之外(具有共同视场的换能器的数量减少)恶化。最终图像的最差区域通常由单个图像的性能来定义并对应于组合的“最终”图像中没有重叠视场的部分。不同的发射光束轮廓(如发散波)可以增加重叠的视场并扩展最终图像的高分辨率区域。图中所示的单换能器方法和多换能器方法的k空间表示之间的显著差异进一步解释了成像性能上的差异。k空间表示越扩展，分辨率越高[17]。多换能器系统的总响应的出现可以用2d傅里叶变换的旋转和平移特性来解释。这个总范围决定了图像中最高的空间频率呈现并因此决定了分辨率。空间频率呈现的相对振幅(即k空间的形貌)决定了成像目标的纹理。加权来自不同换能器的数据可以重塑k空间以强调某个空间频率，并且允许创建更常规的系统响应。在系统的k空间响应中存在的均匀间隔的未填充区域可以表示系统的空间脉冲响应中存在光栅波瓣[16]。稀疏阵列(如上文所述的双换能器系统)会在k空间响应中产生间隙。如果k空间具有可忽略的间隙，则k空间的幅值响应在有限区域内变得平滑和连续。这是寻找和使用系统中换能器的良好空间分布的动机，并表明虽然在不同角度上复合平面波可能有益，但为了产生改善的图像这可能并不总是必要的。由非均匀介质引起的波前像差会限制超声图像的质量，且是使用大孔径换能器实现衍射极限分辨率的一个重要障碍[18]。上述方法和装置已在声速沿传播路径恒定的均匀介质中进行了测试。然而，由于声速是一个可以优化的参数，因此所述方法可以适用于声速在空间中变化的非均匀介质。例如，在这种情况下，介质可以用分段连续的层来建模。该优化方法可以以递归的方式应用，将视场划分为具有不同声速的适当子区域。更精确的声速估计可以允许改进波束形成并且允许更高阶的相位像差校正。此外，声速图对组织表征非常有意义[19]、[20]。为了成功地改善psf，上述多换能器方法要求从多个发射和接收位置的反向散射回波进行相干对准。这个要求是通过精确了解所有换能器位置来实现的，这在实践中通过人工测量或使用电磁或光学跟踪器是不可能实现的[21]。上述方法允许基于来自同一散射体并由同一换能器接收的后向散射回波的空间相干性来进行精确和鲁棒的换能器定位。通过优化空间相干性计算出生成相干图像所需的换能器的精确位置。使用梯度下降法需要对足够接近成本函数全局最大值的参数进行初始估计。与脉冲长度相对应的最大值之间的距离决定了该公差。对于上述实验配置，这大约为1.5μs(相当于2.19mm)。这个公差值可以通过成像配准来实现[14]。实际上，在无约束的情况下，假设在某个初始时刻配准是准确的，则如果换能器在两次发射之间的时间内移动相对较小就可以确保初始猜测。该方法已在无约束演示中得到了验证。应当理解，实验装置和上述相关方法是有限的，因为它假设所有换能器位于同一平面上，即它们共用同一成像平面。在成像采集之前，已经执行了对准步骤以获得图中所示的图像。3d矩阵阵列可以用来克服这些限制，并且可以用来建立比当前超声换能器孔径尺寸所允许的更高分辨率的音量。还将认识到，为了使所描述的优化算法收敛到唯一解，在共同视场中可能需要n个点散射体(与换能器数量相同)。实际上，在介质中可能存在多个显著的散射体，因此该限制并不明显。虽然该方法已针对点散射体被验证了，但不同的散射体可能需要不同的方法。不同的发射和接收路径会经历独特的杂波效应[22]，产生空间非相干噪声和psf失真，这些都可以构成进一步工作的基础。在传统的平面波成像中，帧速率受传播时间和衰减时间的限制，而传播时间和衰减时间取决于声速和衰减系数。在上述的实验装置中，两次声透射之间的最短时间约为94μs。因此，最大帧速率限制为10.7khz，当使用不同的复合角时最大帧速率会降低。在多换能器方法的情况下，帧速率由换能器的数量减少为fmax/n。图11示出了形成最终“多相干”图像的一组各个子图像。这些数据是通过对从一个完整序列中获得的4个射频数据集进行单独波束形成而获得的，即用探头t1在0°处发射平面波同时用两个探头(t1r1、t1r2)接收，并用探头t2(t2r1、t2r2)重复发射。重建图像的最佳参数为o2＝[41.10，25.00]mm，c＝1437.3m/s。直线表示换能器t1(垂直的)和t2(倾斜的)的视场。图12示出了由不同方法获得的比对体模的实验图像。图12(a)示出了用换能器t1复合41个平面波的相干平面波；图12(b)示出了用换能器t2复合41个平面波的相干平面波；图12(c)示出了从每个换能器以0°发射单个平面波的相干多换能器方法；图12(d)示出了具有附加复合的相干多换能器方法且每个换能器发射41个平面波。重建多相干图像的最佳参数为o2＝[41.10；25.00]mm，c＝1437.3m/s。直线表示换能器t1(垂直的)和t2(倾斜的)的视场。从无回声病变体模获得的结果如图11和图12所示，其中每个换能器的视野(fov)用垂直线和倾斜线表示(分别为t1和t2)。图11示出了形成最终多相干图像的各个子图像，这些子图像是通过对成像过程的单个周期中获得的4个射频数据集进行波束形成而获得的，即用探头t1在0°处发射平面波同时用两个探头(t1r1、t1r2)接收并且用探头t2(t2r1、t2r2)重复发射。通过优化，找到探头的相对位置后可以重建这些子图像。这4个子图像组合的直接结果是多相干图像的视场被扩展了。图12(c)示出了通过相干复合4个子图像获得的多相干图像。可以看出，正如k空间表示所预测的那样，子图像中的任何重叠区域都将有助于提高最终的多相干图像的分辨率，这是因为产生了有效的放大孔径。图12中比较了使用相干平面波(利用单个换能器(t1r1和t2r2，复合41个平面波角度)进行复合)获得的图像，和相干复合由两个换能器(使用方程式(6))获取的射频数据而获得的图像，该两个换能器以0°向每一个发送单个平面波以及向每一个发送41个平面波。表ii使用对照体模进行评估的不同方法的成像性能上面的表ii示出了横向分辨率、对比度、cnr和帧速率方面的相应成像测量指标。为了重建相干多换能器图像，根据如上所述来选择参数的初始估计，并在优化中使用了尼龙丝产生的3个强散射体。可以看出，大体上，多相干图像具有更好定义的边缘，使得边界比由单个换能器获得的图像更容易描绘。线状目标的重建图像得到了明显的改善，散斑尺寸减小，并且无回声区域易于从体模背景中识别出来。相干多换能器方法在不牺牲帧速率的前提下，以较小的对比度为代价大大提高了分辨率。对于单个换能器，采用相干复合，在第一个目标位置处测得的横向分辨率为1.555mm(以260hz的帧速率测量)。使用多探头图像(无附加复合)，分辨率提高到了0.713mm(帧速率提高到了5350hz)。在单个换能器的情况下，病变可见，其对比度为-8.26db、cnr为0.795，而在多换能器相干图像中这两个测量指标都分别略降低(无附加复合)至-7.251db和0.721。在每个探头上复合41个平面波，这两个测量指标可以提高到-8.608db和0.793。这些结果表明目标探测能力是分辨率和对比度的函数。还研究了成像深度与两探头夹角的关系。图13示出了两个线性阵列的视场和在两个单独视场中心交叉处测量的共同视场深度的空间表示。描述了当以0°发射平面波时，共同视场的深度与两探头之间夹角的函数关系。从图13可以看出，探头之间的角度越大，成像深度越大。所描述的结构引入了一相干多换能器超声系统，该系统通过由具有共同视场的不同同步换能器获得的信号的相干组合来使其显著地优于单个换能器结构。尽管所描述的实验是在2d使用线性阵列中作为演示来进行的，所提出的架构包含了第三个空间维度。使用能够进行体积采集的矩阵阵列可用于真正的3d演示。由于多相干图像是由在两次连续发射中获取的4个射频数据集形成的，因此应该认识到组织和/或探头运动不会破坏连续采集之间的相干性。为了确保这一点，高的帧速率采集是有用的。虽然所描述的结构使用平面波，但是不同的发射波束轮廓(例如发散波)可以增加重叠的视场，从而扩展最终的高分辨率图像。事实上，当探头相对于另一个探头相对移动时在视场和分辨率增益之间存在复杂的相互作用。在提出的方法中，受声波作用的区域的重叠使得可以确定相对的探头位置。由于换能器组合的孔径增大，因此发射或接收灵敏度场中的任何重叠都有助于提高分辨率。最终图像实现了扩展的视场，但是分辨率只会在重叠场的区域中提高。这在中心是最高的，其中重叠包括两个探头的发射和接收。在重叠仅存在发射场或接收场上的区域中也有改进(尽管较少)(参见图11和12)。因此，在不同的位置有不同种类的纯收益。以类似的方式，这还将确定通过所描述的方法实现的成像深度。尽管各个换能器的相对位置和所发射平面波的角度决定了共同视场的深度(参见图12)，但由于有效接收孔径比单个探头系统中的大，因此有望改善深度区域中的成像灵敏度。分辨率的提高主要取决于有效的扩展孔径，而不是通过复合不同角度的平面波。结果表明，在相干多换能器方法中，分辨率和对比度之间需要权衡[18]。虽然探头之间的大间隙会导致孔径扩大从而提高分辨率，但由于与生成不连续孔径相关的旁瓣效应，对比度可能会受到影响。可以使用进一步的相干复合通过减少旁瓣来改善对比度。图12显示了目标的可检测性由分辨率和对比度共同决定[29]。单换能器方法和相干多换能器方法的k空间表示之间的差异进一步解释了成像性能上的差异；k空间表示越扩展，分辨率越高[30]。空间频率呈现的相对振幅，即k空间的形貌，决定了成像目标的纹理。对来自不同换能器的各个数据进行加权可以重塑k空间的形状，以突出某些空间频率，因此有可能为系统创建更常规的响应。此外，系统的k空间响应中均匀分布的未填充区域的存在可能表明系统的空间脉冲响应中存在光栅波瓣[28]。稀疏阵列可能会在k空间响应中产生间隙。仅在换能器之间的间隔最小的情况下，k空间幅度响应才会在扩展区域上变得平滑且连续。这表明在各个换能器的相对空间定位和所发射的平面波的角度之间存在相互影响；它们中的其中一个或两个都可以确定最终图像中可达到的分辨率和对比度[18]。相对位置数据可用于确定要使用的平面波角度范围，并实时更改这些角度以自适应地更改系统性能。在实际生活应用中，分辨率和对比度会受到探头间距和角度、孔径宽度、发射的平面波角度和成像深度的复杂结合的影响。应当理解，不同的因素可以确定系统的图像性能。与增加孔径大小有关的图像增强已得到很好的描述[12]。然而，在临床实践中，孔径是受限的，因为扩展孔径通常意味着增加系统成本和复杂性。所描述的实施方式使用常规设备和基于图像的校准来扩展有效孔径尺寸同时增加接收到的射频数据量(数据×n)。根据所描述的结构，系统“首次”初始化的估计时间少于1分钟，与其他校准方法[31]、[32]相当。一旦正确初始化了算法，优化的后续运行时间就可以大大减少。例如，在无约束实验中，每次优化都使用前一次采集的输出来进行初始化，该优化的速度比第一个优化快4倍。关于数据量，类似于数据非常大的3d和4d超快成像[33]，在提出的多换能器方法中，计算可能是实时成像的瓶颈。基于图形处理单元(gpu)的平台和高速总线是这些新成像模式未来实现的关键[34]。除了系统复杂性外，大孔径阵列存在符合人体工程学的操作问题，且适应不同应用的灵活性有限。在所描述的结构中，扩大的孔径是将多个自由放置的换能器叠加在一起的结果，这允许更大的灵活性。小阵列易于连接到皮肤并适应身体形状。虽然使用多个探头可能会增加个人执行扫描的操作难度，但可以通过使用单个可能可调的多探头支架来操作多个探头，该多探头支架可以让操作员仅用一只手抓住多个探头同时保持指向相同的感兴趣区域。这种探头支架已被证明是用于扩展视场成像的多个图像的非相干组合的潜在设备[4]。所描述的方法和结构可以在超声中提供不同的策略，根据该策略，各个阵列的大组件可以被一起相干地操作。为了成功地改善psf，根据该结构的多换能器方法要求从多个发射和接收位置对反向散射回波进行相干对准。这可以通过精确了解所有换能器的位置来实现，而这个在实践中通过人工测量或使用电磁跟踪器或光学跟踪器是无法实现的[35]。通过使用来自系统每个换能器的顺序发射来使由相同点散射体引起并由同一换能器接收的反向散射回波的相干性最大化，所描述的方法提供了精确且鲁棒的换能器位置的方法。等同于为图像引导应用提供无约束跟踪超声的应用[31]、[32]，空间校准有助于确保所描述的多相干超声方法的性能。可以理解的是，使用梯度下降法需要对足够接近成本函数全局最大值的参数(包括校准目标的位置)进行初始估计。最大值之间的距离决定了此公差，该距离取决于ncc并对应于脉冲长度。对于上述实验配置，这约为1.5μs(相当于2.19mm)。该公差值可以通过图像配准实际实现[27]。在实践中，在无约束的情况下，并假设在某些初始时刻配准是准确的，则如果换能器在两次发射之间的时间中移动相对较少并共用共同的视场，就可以确保初始猜测。在平面波成像中，帧速率仅受往返行进时间的限制，该往返行进时间取决于声速和深度。对于所描述的实验装置，两次声透射之间的最短时间约为94μs。因此，最大帧速率被限制为fmax＝10.7khz，在所描述的多换能器相干方法的情况下，最大帧速率根据探头的数量被减少为fmax/n。为了保证多换能器方法的所述实施方式的无约束性能，必须在系统的n个换能器的连续传输上实现完美的相干求和。但是，当处于声透射状态的物体在发送事件之间移动时，此条件就不再满足。换句话说，无约束性能受到探头移动的最大速度的限制。考虑到相干性在一速度(在该速度处观察到的位移大于每帧脉冲波长一半)时中断[26]，探头的最大速度为vmax＝λfmax/2n，在此处所示的示例中为1.33m/s。该速度远远超出了常规扫描过程中一般操作员的手部移动速度，因此可以实现两次连续传输的相干求和。该方法已在无约束演示中得到了验证。非均匀介质引起的波前像差会大大限制医学超声图像的质量，并且是使用大孔径换能器获得衍射极限分辨率的主要障碍[36]。假设沿着传播路径的声速恒定，在散射介质中测试了这项工作中描述的技术。但是，由于声速是优化中的一个参数，因此该技术可适用于声速在空间中变化的非均匀介质[18]。在这种情况下，可以通过分段连续层对介质进行建模。优化方法可以递归方式应用，将视场划分为具有不同音速的子区域。更精确的声音估计将改善波束形成，并允许进行更高阶的相差校正。应当理解，“声速”图在组织表征中将是非常令人感兴趣的[37]、[38]。另外，使用多个换能器可以从不同角度进行多次访问，这可以深入了解像差问题并有助于测试消除杂波的新算法。本文介绍的方法已针对共同成像区域内的可检测和隔离的点散射体进行了公式化和验证，但实际上并非总是可能的。尽管已经提出了与点状散射体有关的理论，但方法依赖于相干性的测量，如图12所示的比对体模所示这种相干性可能更宽容。这表明在存在可以识别的突出局部特征时该方法可以起作用，并且最大限度地提高每个接收器阵列在受不同发射器声波作用时接收到的数据的相干性这一概念可以得到更广泛的应用。实际上，由于预期的斑点与接收器位置的去相关性，在没有点目标的情况下基于空间相干性的优化可能更鲁棒[39]-[41]。这也可能使得计算效率提高。以前在诸如相差校正[42]、流量测量[43]和波束成形[44]等应用中使用了空间相干性测量。另一方面，分离的点散射体可以通过其他技术人工生成，例如通过加入微泡造影剂[45]。超声超分辨率成像认识到，空间上孤立的各个气泡可被视为声场中的点散射体[46]并被精确定位[47]。相干多换能器方法在复杂介质中的可行性，包括主要基于空间相干性的新方法[20]、[40]和微泡的潜在用途。所描述的结构可以提供新的相干多换能器超声成像系统以及精确地定位多个换能器的鲁棒方法。合并来自多个探头的信息所需的亚波长定位精度是通过在不使用外部跟踪设备的情况下优化反向散射回波的相干函数而实现的，该反向散射回波来自依次受所有换能器声波作用的同一点散射体并由同一换能器接收。所描述的理论适用于放置在3d中的多个2d阵列，并且该方法在使用一对线性阵列和超声体模的2d架构中进行了实验验证。已经示出了出成像质量的改善。总体而言，多换能器方法的性能优于使用单个线性阵列的平面波成像。结果表明，相干多换能器成像具有在多种情况下改善超声图像质量的潜力。如上所述，相干多换能器超声成像系统(cmtus)通过多个换能器的相干组合实现了扩展的有效孔径(超孔径)。如上所述，通过相干地组合由依次轮流将平面波(pw)发射至共同视场中的多个同步换能器获取到的射频(rf)数据，可以获得质量提高的图像。在这种相干多换能器超声(cmtus)方法中，可以通过使用互相关技术最大化接收到的射频数据的相干性来推导最佳的波束形成参数，其包括换能器位置和被研究介质中的平均声速。因此，产生了不连续的大有效孔径(超级孔径)，显着提高了成像分辨率。同时，使用多个阵列而不是使用单个大阵列来创建大孔径针对不同情况(例如，在声窗狭窄的典型肋间成像应用)可能更灵活，由多个换能器之间的空间分隔所决定的不连续性可以确定cmtus方法的整体性能。应当理解，由于孔径的不连续，在分辨率和对比度之间需要权衡。结构认识到，由于通过cmtus方法优化了被研究介质中的平均声速，因此可以期望通过一些更高阶的相差校正来改善波束形成。非均匀介质matlab工具箱的k-wave用于模拟通过非均匀介质的非线性波传播(treeby和cox，2010；treeby等人，2012)。由两个相同的线性阵列(与实验上可得到的阵列相似)形成的cmtus系统被仿真如下：每个阵列的中心频率均为3mhz，每个阵列在发射和接收过程中都有144个有源元件，元件间距为240μm，切缝(kerf)为40μm。对于平面波，建模的换能器具有无限的轴向焦点且所有144个元件同时触发。通过在换能器宽度上应用汉宁滤波器对换能器上的变迹进行建模。表iv总结了定义每个线性阵列的仿真参数。表iv针对每个发射事件进行了仿真，即对以特定角度的每个平面波进行了仿真。每个线性阵列总共进行了7次发射仿真，以生成一个平面波数据集，该数据集覆盖了30°的总扇形角度(从-15°到15°，步长为5°)。在cmtus的情况下，这总共导致14个发射事件(每个阵列7个平面波)。这个平面波序列被选择成使其分辨率与f值为1.9的聚焦系统匹配，从而将所需的角度数减6以在不影响分辨率的情况下优化仿真时间。空间网格固定为40μm(每个波长六个网格点)，相对于1540m/s的传播速度其时间步长对应于0.05的courant-friedrichs-lewy(cfl)条件。所接收的信号以30.8mhz进行降采样。将通道噪声作为高斯噪声引入到射频模拟数据中，在50毫米成像深度时的信噪比为35db。超声脉冲使用组织图(声速、密度、衰减和非线性)通过异质散射介质传播。仅以一般软组织的特性定义的介质用作对照案例。为了建模体内观察到的散射特性，将亚分辨率散射体添加到组织图中。每个分辨率单元总共添加了15个直径为40μm的散射体，每个散射体具有随机的空间位置和幅值(由与周围介质的声音速度和密度具有5％的差异定义)，以充分发挥散斑。介质中包括三个点状目标和一无回声病变，以允许测量用于比较不同场景的成像质量的基本测量指标。将位于两个阵列的孔径中心(共同视场)处的直径为12mm的圆形无回声病变建模为无散射体区域。将点状目标仿真为直径为0.2mm的圆，其声速和密度与周围组织的差异为25％，以产生可观的反射。散射体的相同实现通过不同的仿真被叠加在所有的图上，以保持cmtus系统中中的散斑图样，因此质量成像测量指标的任何变化都取决于上覆盖在其上的组织、成像深度和声场的变化。matlab工具箱的k-wave使用傅里叶共置(fourierco-location)方法来计算空间导数并以数值方式求解控制模型方程，这需要将仿真域离散化为正交网格。因此，需要在此计算网格上对连续定义的声源和介质进行采样，当声源与仿真网格不完全对齐时会产生阶跃误差。为了使这些阶跃误差最小化，发射阵列始终与计算网格对齐，即在发射阵列的局部坐标系中执行仿真。这意味着要模拟阵列t2发射的序列，使用定义空间中两个换能器相对位置的相同转换矩阵来将包括亚分辨率散射体在内的传播介质变换至探头t2的局部坐标系中。图14示出了在两个局部坐标系中表示的具有换能器、点状目标和无回声病变位置的样本组织图。图14显示了具有8mm厚度的肌肉层和25mm的脂肪层的传播介质的声速图的示例。示出了超声探头、点状目标和无回声病变的位置。图14(a)示出了以阵列t1的局部坐标系表示的并且用于仿真射频数据t1r12的介质，即，当阵列t1发送时。图14(b)示出了以阵列t2的局部坐标系表示的并且用于仿真射频数据t2r12的介质，即，当阵列t2发送时。在此示例中，定义它们在空间中位置的探头之间的角度为60°，且相应的成像深度为75mm。cmtus的不连续有效孔径上面证明了由cmtus获得的不连续有效孔径决定了所得图像的质量。为了研究由cmtus阵列在空间中的相对位置确定的不连续孔径的影响，对具有位于不同空间位置的不同cmtus系统进行了建模。在只考虑软组织材料的同一控制介质中进行了仿真。为了在保持成像深度(固定为75mm)的同时修改探头的相对位置，更改了阵列之间的角度。阵列t1始终位于仿真网格的x轴中心处，而阵列t2围绕传播介质的中心旋转。然后，模拟了cmtus中的两个阵列以15°的步长从30°到75°位于不同的角度处的不同情况。图15示出了空间中探头的示意图，其中标记了不同的空间参数(探头之间的角度θ、间隙gap以及所产生的有效孔径ef)。请注意，在较大角度下，由两个探头定义的系统有效孔径及其之间的间隙都将增加。探头位置与所产生的有效孔径和间隙之间的关系如图15所示。cmtus成像穿透力通过改变阵列的局部方向并使用相同的控制传播介质(仅软组织)来研究cmtus的成像穿透力。对于给定的有效孔径(固定间隙)，每个探头绕其中心旋转相同的角度但方向相反。这样，某个给定的旋转，例如t1负方向且t2正方形将致使更深的共同视场，而反向旋转则相反。图16示出了成像深度取决于换能器的方向(由两个阵列的共同视场的位置定义)。使用该方案，仿真了四个不同的成像深度：57.5mm、75mm、108mm和132mm。图16示出了两个线性阵列t1和t2的空间位置及其在不同成像深度处的视场的示意图。成像深度是通过将线性阵列以相同角度但沿相反方向操纵而获得的。示出了三种不同情况：(a)57.5mm成像深度；(b)75毫米成像深度；(c)108mm成像深度。圆圈表示共同视场的中心，它定义了cmtus中的成像深度。cmtus通过畸变媒体为了研究在介质中像差不均匀的影响，在传播介质中定义了三种不同的组织(一般的软组织、脂肪和肌肉)。成像深度设置为75mm，在空间中的阵列配置定义了104.7mm的有效孔径和45.3mm的间隙。从文献中选择了分配给每种组织类型的声学特性，并在下面列出：仅用软组织特性定义的介质用作对照案例。然后，使用异质介质分析杂波效应，其中具有肌肉和脂肪声学特性的两层引入了对照案例介质中。在不同的研究案例中，肌肉层的厚度设置为8mm，而脂肪层的厚度范围为5mm到35毫米。图14示出了具有8mm的肌肉层和25mm的脂肪层的传播介质的示例。体外实验与仿真中使用的序列相似的序列用于对体模进行成像。该成像系统由两个256通道的超声高级开放平台(ula-op256)系统(意大利佛罗伦萨大学msd实验室)组成。该系统是同步的，即在发送模式和接收模式下具有相同的触发时间和采样时间。每个ulaop256系统用于驱动由144个压电元件制成的超声线性阵列，其具有在2mhz至7.5mhz范围内的6db带宽(意大利佛罗伦萨esaote公司的成像换能器la332)。这两个探头被安装在xyz平移和旋转平台(美国的thorlabs)上，并小心对齐在相同的仰角平面(y＝0)上。对于交替序列中的每个探头，即每次仅一个探头发射而两个探头均接收，以3mhz发射覆盖30°总扇形角度的7个平面波(从-15°到15°，步长为5°)，且脉冲重复频率(prf)为1khz。以19.5mhz的采样频率采集了后向散射至135mm深的射频数据。在发射或接收方面均未采用变迹。仿真结果的子集在体外进行了实验验证。使用以下所述的成像系统和脉冲序列对由三个点状目标和无回声区域制成的体模进行了成像。体模的平均声速为1450m/s。该体模浸入在水箱中，以确保良好的声学耦合。为了引起像差，将20mm厚的石蜡层放置在探头和体模之间。测得的石蜡声速为1300m/s。首先进行不存在石蜡样品的对照实验。在对照扫描之后，将石蜡样品放置在体模上而不移动体模或箱体。然后，像之前一样扫描目标。石蜡样品被即刻放置在体模上并通过水与换能器耦合。在扫描并取出石蜡样本后，进行最终的对照扫描以验证体模、箱体和换能器的配准。数据处理仿真和实验获得的射频数据以不同的组合方式被处理以研究图像质量。对于单探头系统，射频数据的波束成形是通过使用常规的相干平面波符合的延迟与求和方法进行的。根据如上所述来执行多换能器的波束成形。对于每种仿真情况，最佳波束成形参数用于生成cmtus图像，该最佳波束成形参数是通过使来自由上述各个接收元件所捕获公共目标的后向散射信号的互相关最大化来计算的。对于仿真的射频数据，在已知阵列在空间中的实际位置的情况下，假定声速为1540m/s并使用阵列元件的空间位置，则一附加图像(记作2个探头)是波束形成的。注意，在实验情况下这是不可能的，因为先验不能准确地知道阵列在空间中的实际位置。最后，对应当阵列t1发射和接收时的序列的数据(即t1r1，此处记作1个探头)被用作阵列性能的基线，以在仿真和实验场景中都提供与当前相干平面波复合方法的比较点。请注意，对于除cmtus以外的所有情况，都使用声速的假定值对数据进行波束成形(仿真数据为1540m/s，实验数据为1450m/s)。为了实现在发射能量方面尽可能公平地比较成像模式，仅通过复合6个不同的平面波来获得cmtus和2个探头的图像，而通过复合总数量个发射平面波(即以5°为步长从-15°到15°的7个平面波)来生成1个探头系统的图像。以同样的方式，当阵列t1以零角度和正角度(0°、5°、10°)传输平面波并且阵列t2以零角度和负角度(0°、-5°、-10°)传输平面波时，cmtus和2个探头的图像是复合射频数据的结果。由于cmtus优化是基于一对传输(每个阵列一个)，因此设置了偶数次传输。此外，使用两个阵列以相反的角度发射可以确保cmtus的性能，因为受声波作用的区域的重叠是确定探头到探头与探头的相对位置的必要条件。对于每个产生的图像，测量了横向分辨率(lr)、对比度和对比度与噪声比值273(cnr)以量化孔径大小和杂波的影响。lr是根据中间的点状目标的点扩展函数(psf)计算得出的。通过从包络检测到的数据中找到峰值在仰角维度中的位置来选择用于2dpsf分析的轴向侧面。从点目标的中心获取横向和轴向psf轮廓，并且该横向和轴向psf轮廓与主要分辨率方向对齐。然后通过在-6db的水平上测量psf的宽度来评估lr。从包络检测到的图像中测量对比度和cnr。对比度和cnr计算为：contrast＝20log10(μi/μo)其中μi和μ0分别为区域内部和外部的信号的均值。在应用对数压缩转换之前，计算所有图像测量指标。结果a.仿真结果对照案例：常规孔径成像对应于阵列t1发射和接收时的序列(即t1r1(1个探头))的常规孔径图像为通过不同场景的成像质量提供了基线。图17显示了在传播介质中没有任何像差层的情况下在75mm深度处产生的图像。1540m/s的声速用于重建这些图像。点目标(图17(b))的侧向分辨率为1.78mm，病变可见(图17(c))，其中对比度为-16.78db且cnr为0.846。请注意，虽然很容易从背景中识别出病变，但很难勾勒出其边缘。cmtus的不连续有效孔径图18显示了来自相同非像差介质的仿真psf和病变图像，其用于增加cmtus系统的有效孔径和间隙。可以看出，psf取决于有效孔径的大小和探头之间的间隙。如预期的那样，psf的中心瓣宽度随有效孔径尺寸的增加而减小。然而，尽管在扩大的孔径处主瓣的宽度减小，但旁瓣的振幅随孔径中的相应间隙的增大而增大，从而影响如在病变图像中所见的对比度。在图18中可以看到旁瓣对图像质量的影响，其中具有64.1mm间隙的有效孔径为会显著提高接近主瓣振幅的旁瓣振幅，并影响病变图像。图19根据获得的有效孔径比较了相应的计算出的图像质量测量指标(lr、对比度和cnr)。结果表明，psf的主瓣和横向分辨率均随着有效孔径的增大而减小。由于增大的有效孔径也表示探头之间的间隙更大，因此对比度和分辨率遵循相反的趋势。通常，与1个探头的系统相比，cmtus在所有情况下均能产生最佳的横向分辨率，但在75mm的特定成像深度处显示了对比度的下降。在仿真的最大有效孔径下，最好的分辨率为0.34mm，而对比度和cnr分别降至-15.51db和0.82的最小值。图19示出了从图18提取的在峰值点强度的深度处并在主方向的横向点扩展函数。根据cmtus中有效孔径的大小计算出的相应的质量测量指标：从横向点扩散函数在-6db处测得的横向分辨率(lr)、在图18上测得的对比度和对比度与噪声比值(cnr)。cmtus成像穿透力图20比较了在两个不同成像深度(100mm和155mm)处使用1个探头的系统的cmtus图像。在所有情况下都可以清楚地观察到图像随深度退化。但是，在更大的深度处，1个探头显示出更大水平的退化。在所示的最大成像深度(155mm)处，仍然可以在cmtus图像中识别出点目标和病变，而在1个探头的图像中则不明显。图21总结了根据成像深度计算出的图像测量指标。如所预料的，在两个系统中，所有的图像测量指标在较大的成像深度处都会恶化。然而，结果表明，在1个探头和cmtus的案例中，它们对成像深度的依赖性不同。在1个探头的系统中曲线lr——深度的斜率明显大于cmtus方法，这表明孔径越小分辨率随成像深度的降低越快。尽管在减小的成像深度(＜100mm)处两个系统中的对比度和cnr似乎都以类似的方式受到影响，但在大于100mm的深度处cmtus系统中对比度测量指标的损失不太突出，其中cmtus方法不仅在分辨率方面而且在对比度方面克服了1个探头的系统的这种性能。因此，由cmtus产生的扩大的有效孔径会提高成像系统的灵敏度，尤其是在较大的成像深度处。cmtus通过像差介质图22是由传统孔径1个探头(a-d)、2个探头(e-h)和cmtus方法(i-1)通过厚度增加的像差层(脂肪层的厚度从0mm、10mm、25mm至35mm)获得的仿真图像的比较。使用7个平面波传输的1探头图像；使用6个平面波传输的2探头的图像以及使用6个平面波传输的cmtus图像。图22显示了对照案例(仅带有软组织的传播介质)的仿真图像以及通过不同厚度的像差层成像的仿真图像。比较了不同的方法，即1个探头方法、2个探头方法和cmtus方法。可以看出，在存在像差的情况下，与对照案例相比，2个探头的图像的psf和对比度显着降低。在通过35mm厚的脂肪层成像的点目标上可以清楚地看到这种影响，其中结果表明，如果不校正像差，则扩大的孔径不会显示出分辨率方面的优势。实际上，在存在像差的情况下，不可能使用两个单独的换能器(2个探头的系统的情况)来相干地重建图像。图23示出了对于具有35mm厚度脂肪层的介质并从点状目标反向散射的仿真延迟射频数据，该数据是通过将来自同一点状目标的4个延迟反向散射回波(t1r1、t1r2、t2r1、t2r2)和不同的波束成形参数进行相干叠加而获得的：图23(a)2个探头；图23(b)cmtus。图23示出了2个探头和cmtus情况下来自点状目标的延迟回波的示例，其对应于具有35mm厚度的脂肪层的传播介质。这些平坦的反向散射回波是通过对来自相同点状目标的4个延迟的反向散射回波(t1r1、t1r2、t2r1、t2r2)和相应的波束形成参数进行相干叠加而获得的。值得指出的是，在2个探头的情况下，不同的回波无法正确对齐，从而将它们相干叠加在一起时会产生干扰。但是，在优化cmtus中的波束成形参数之后，所有回波会更好地对齐并且可以相干叠加在一起，从而将像差的影响降至最低。在无回声病变中可以看到类似的效果。虽然在不同的成像方法之间观察到了背景散斑图案的差异，但是仅在2个探头的图像中才能意识到由于像差导致的对比度的更高损失。然而，无论是1个探头的系统还是cmtus系统，都没有发现像差对成像质量的显著影响。尽管两个系统都可以通过像差层成像，但它们显示出明显的差异。cmtus示出了比1个探头的系统更为详细的图像。散斑尺寸减小，并且不同的组织层仅在cmtus图像中是可见的。图24为不同成像方法之间计算出的质量测量指标的比较。图24示出了根据杂波厚度(脂肪层)计算出的质量测量指标、横向分辨率(lr)、对比度以及对比度与噪声比值(cnr)。比较了三种不同的方法：使用7个平面波传输的1个探头相干平面复合波，使用6个平面波传输的2个探头，以及使用6个平面波传输的cmtus。示出了成像测量指标与脂肪层厚度的关系。如预期的那样，在没有像差的情况下，分辨率会随着孔径尺寸的增加而提高。在这种情况下，最差的横向分辨率对应于具有1.78mm的单探头系统(这是具有最小孔径尺寸的系统)，而2个探头的图像和cmtus图像都相似的为0.40mm的横向分辨率。趋势表明，如果不校正像差，则对于较厚的脂肪层厚度，与孔径大小相关的成像测量指标不会有显著改善。在杂波厚度大于10mm时，由2个没有像差校正的换能器(2个探头)形成的系统的图像质量会显著降低，而cmtus成像测量指标不受像差误差的影响，其遵循与常规孔径(1个探头)相同的趋势，并在杂波厚度上提供恒定的分辨率值而没有任何明显的对比度损失。在仿真的最厚脂肪层上，1个探头的图像和ctmus图像的分辨率分别为1.7mm和0.35mm，而在2个探头的情况下不再可能重建点目标以测量分辨率。对比度和cnr对2个探头的图像也显示出相似的明显损耗，其呈现出对比度为-10.84db且cnr为0.69，而对于1个探头的图像(-18.44db的对比度，和0.87的cnr)和cmtus图像(-17.41db的对比度和0.86的cnr)这些值明显更好。实验结果使用常规孔径成像(使用单个探头)的相干平面波成像可为有石蜡层和没有石蜡层的图像质量提供参考。为了重建这些图像，使用了1496m/s的水中参考声速，并复合了7个平面波。图25示出了对照案例(a、c)和石蜡案例(b、d)的实验图像。比较了两种不同的方法：使用7个平面波传输的1个探头相干平面复合波(a、b)，以及使用6个平面波传输的cmtus(c、d)。图25示出了在对照案例中和通过石蜡样本使用1个探头和cmtus采集的体模图像的比较。使用包括平均声速的最佳波束成形参数并复合6个平面波来重建cmtus图像。所有图像均显示在-00db的相同动态范围内。在两种情况下，即1个探头图像和cmtus图像，在对照图像和石蜡图像之间观察到的变化很小，这与仿真结果一致。用于重建cmtus图像的最佳波束成形参数，对于对照案例其值为{c＝1488.5m/s；θ2＝30.04°；r2＝[46.60，12.33]mm}，对于石蜡其值为{c＝1482.6m/s，θ2＝30.00°；r2＝[46.70，12.37]mm}。所有值都有细微变化，平均声音速度下降与石蜡的声音传播速度较低相符。图26示出了针对两种不同采集技术经实验测量的计算出的质量测量指标、横向分辨率(lr)、对比度以及对比度与噪声比值(cnr)的比较。比较了两种不同的方法：使用7个平面波传输的1个探头相干平面复合波以及使用6个平面波传输的cmtus。图26总结了对照案例和石蜡案例的计算出的图像测量指标。在所有成像测量指标中均几乎未观察到变化。尽管在cmtus中观察到了由像差层引起的最小图像退化，但是与传统的单个孔径相比整体图像质量有所改善，并且观察到的图像退化也遵循相同的趋势。图27比较了实验点目标图像。使用带有石蜡层和不带有石蜡层的横向psf描述了位于85mm深度处的第一点目标。在任一情况下在psf中均未观察到由于像差引起的明显影响。带有石蜡层和不带有石蜡层的psf形状相似，并且与仿真中观察到的形状一致。通常，cmtus方法会导致psf的主瓣明显更窄但旁瓣的振幅比1个探头的常规成像系统大。图27示出了实验点目标图像。(a)栏对应于对照，(b)栏对应于石蜡。第一行对应于1个探头的系统，中间行对应于cmtus。底行示出了所显示的两种情况的相应横向点扩展函数：1个探头的系统(虚线)和cmtus(实线)。1个探头的图像使用7个平面波进行传输。cmtus图像使用6个平面波进行传输。图28示出了在优化前后来自点状目标的延迟回波的相干总和。可以清楚地看到石蜡层的影响。当通过cmtus方法优化包括平均声速的波束成形参数时，所有回波会更好地对齐，从而最小化了具有像差的石蜡影响。图28示出了从具有固体石蜡样本的体模中采集的实验延迟的射频数据。来自点状目标的cmtus平坦反向散射回波是通过使用不同的波束成形参数((a)初始猜测值；(b)最佳值)将来自同一点状目标的4个延迟的反向散射回波(t1r1、t1r2、t2r1、t2r2)进行相干叠加而获得的。讨论在这里通过仿真和实验研究了使用具有两个线性阵列的cmtus方法进行成像的意义。分析表明，cmtus的性能取决于阵列的相对位置，cmtus的灵敏度随成像深度的增加而增加，并且在存在像差的情况下仍有扩展的孔径。这些发现表明，如果换能器之间的距离受到限制，则cmtus产生的扩展有效孔径可提供分辨率和对比度方面的优势，从而在大成像深度甚至在不同声速的组织层施加声波杂波的情况下改善图像质量。与实现分辨率的提高不同，相比之下对比度的优势并不是那么明显。仿真结果表明，当孔径中的间隙大于几厘米时不连续的有效孔径可能会降低对比度。在探头设计中，要求元件之间有半波长间隔以避免在阵列响应中出现不希望的光栅波瓣。此外，先前的研究表明，与分辨率不同，对比度在较大的孔径尺寸下不会继续均匀增加。但是，尽管对比度可能会因孔径的明显不连续性而降低，但主瓣分辨率在较大的有效孔径下仍会继续提高。由于病变的可检测性总体上是对比度和分辨率的函数，因此即使限制了对比度，孔径尺寸的扩大也会带来好处。狭窄的主瓣可以对高分辨率的目标进行精细采样，从而提高了临床相关目标的边缘的可见性。另外，当在较大深度处成像时，扩展的孔径有可能改善衰减受限的图像质量。在那些具有挑战性情况下，cmtus在较大成像深度处不仅显示出分辨率的提高而且显示出对比度的提高。结果与以下假设一致：在没有像差的情况下，孔径的大小决定了分辨率。但是，先前的工作表明，尽管预测分辨率会提高，但在较大孔径下获得的分辨率的提高存在实际限制。不均匀性导致旁瓣和焦距的变化，限制了分辨率的提高。最终产生的退化主要被认为是到达时间变化，其称为相差。大型换能器上的外部元件由于厚度变化的像差层而受到严重的相位误差，从而限制了能从大型阵列获得的优势。这里提出的发现与这些先前的研究相吻合，并且在存在像差杂波的情况下，孔径尺寸实际上将受到限制。尽管如此，cmtus方法考虑了介质中声音的平均速度并表明有希望将有效孔径扩展到超出杂波实际限制的范围。更准确的声速估计将改善波束形成并允许更高阶的相差校正。但是，像差带来的其他挑战仍然存在。相位像差和混响都是导致图像质量下降的主要因素。虽然相位像差影响是由组织不均匀性引起的声速变化引起的，但混响是由不均匀介质中的多次反射引起的，从而产生了使感兴趣的波前出现失真的杂波。对于基波成像，混响已被证明是图像质量下降的重要原因，并且是谐波超声成像优于基波成像的主要原因。可以设想，大阵列中的冗余在混响信号多次实现的平均中所起的作用是可以提供一种减少杂波的机制。尽管在描述的实验设计中做出的某些选择可能不会直接转化为临床实践，但应意识到，它们不会损害从上述结果得出的结论。例如，可获取的h6j实验装置推动了频率的选择，该频率高于腹部成像中传统使用的频率(1-2mhz)。此外，尽管仿真的体模和实验的体模都是真实人体组织的简化模型，但它们能够捕获使超声图像退化的主要潜在原因，包括衰减、总声速误差、相位像差和混响杂波。尽管本文已经参照附图详细地公开了本发明的说明性实施例，但是应当理解，本发明不限于精确的实施例，并且在不偏离由所附权利要求书及其等同物所限定的本发明范围的前提下，本领域的技术人员可以在实施例中进行各种改变和修改。参考文献[1]m.moshfeghiandr.waag，“invivoandinvitroultrasoundbeamdistortionmeasurementsofalargeapertureandaconventionalaperturefocussedtransducer，”ultrasoundinmedicineandbiology，vol.14，no.5，pp.415-428，1988.[2]n.bottenus，w.long，m.morgan，andg.trahey，“evaluationoflarge-apertureimagingthroughtheexvivohumanabdominalwall，”ultrasoundinmedicine&biology，2017.[3]h.k.zhang，a.cheng，n.bottenus，x.guo，g.e.trahey，ande.m.boctor，“synthetictrackedapertureultrasoundimaging：design，simulation，andexperimentalevaluation，”journalofmedicalimaging，vol.3，no.2，pp.027001-027001，2016.[4]j.a.jensen，o.holm，l.jerisen，h.bendsen，s.i.nikolov，b.g.tomov，p.munk，m.hansen，k.salomonsen，j.hansenetal.，“ultrasoundresearchscannerforreal-timesyntheticaperturedataacquisition，”ieeetransactionsonultrasonics，ferroelectrics，andfrequencycontrol，vol.52，no.5，pp.881-891，2005.[5]n.bottenus，w.long，h.k.zhang，m.jakovljevic，d.p.bradway，e.m.boctor，andg.e.trahey，“feasibilityofsweptsyntheticapertureultrasoundimaging，”ieeetransactionsonmedicalimaging，vol.35，no.7，pp.1676-1685，2016.[6]h.k.zhang，r.finocchi，k.apkarian，ande.m.boctor，“co-roboticsynthetictrackedapertureultrasoundimagingwithcross-correlationbaseddynamicerrorcompensationandvirtualfixturecontrol，”inultrasonicssymposium(ius)，2016ieeeinternational.ieee，2016，pp.1-4.[7]k.l.gammelmarkandj.a.jensen，“2-dtissuemotioncompensationofsynthetictransmitapertureimages，”ieeetransactionsonultrasonics，ferroelectrics，andfrequencycontrol，vol.61，no.4，pp.594-610，2014.[8]g.montaldo，m.tanter，j.bercoff，n.benech，andm.fink，“coherentplane-wavecompoundingforveryhighframerateultrasonographyandtransientelastography，”ieeetransactionsonultrasonics，ferroelectricsandfrequencycontrol，vol.56，no.3，pp.489-506，32009.[网上]可获得：http：//ieeexplore.ieee.org/document/4816058/[9]a.w.fitzgibbon，“robustregistrationof2dand3dpointsets，”imageandvisioncomputing，vol.21，no.13-14，pp.1145-1153，2003.[10]r.mallartandm.fink，“thevancittert-zerniketheoreminpulseechomeasurements，”thejournaloftheacousticalsocietyofamerica，vol.90，no.5，pp.2718-2727，1991.[11]j.c.lagarias，j.a.reeds，m.h.wright，andp.e.wright，“convergencepropertiesofthenelder-meadsimplexmethodinlowdimensions，”siamjournalonoptimization，vol.9，no.1，pp.112-147，1998.[12]e.boni，l.bassi，a.dallai，f.guidi，v.meacci，a.ramalli，s.ricci，andp.tortoli，“ula-op256：a256-channelopenscannerfordevelopmentandreal-timeimplementationofnewultrasoundmethods，”ieeetransactionsonultrasonics，ferroelectrics，andfrequencycontrol，vol.63，no.10，pp.1488-1495，2016.[13]m.greenspanandc.e.tschiegg，“tablesofthespeedofsoundinwater，”thejournaloftheacousticalsocietyofamerica，vol.31，no.1，pp.75-76，1959.[14]r.a.beasley，j.d.stefansic，a.j.herline，l.guttierez，andr.l.galloway，“registrationofultrasoundimages，”inmedicalimaging1999：imagedisplay，vol.3658.internationalsocietyforopticsandphotonics，1999，pp.125-133.[15]m.e.andersonandg.e.trahey，“thedirectestimationofsoundspeedusingpulse-echoultrasound，”thejournaloftheacousticalsocietyofamerica，vol.104，no.5，pp.3099-3106，1998.[16]w.f.walkerandg.e.trahey，“theapplicationofk-spaceinpulseechoultrasound，”ieeetransactionsonultrasonics，ferroelectrics，andfrequencycontrol，vol.45，no.3，pp.541-558，1998.[17]m.e.andersonandg.e.trahey，“aseminaronk-spaceappliedtomedicalultrasound，”departmentofbiomedicalengineering，dukeuniversity，2000.[18]j.c.lacefield，w.c.pilkington，andr.c.waag，“distributedaberratorsforemulationofultrasonicpulsedistortionbyabdominalwall，”acousticsresearchlettersonline，vol.3，no.2，pp.47-52，2002.[19]j.bamberandc.hill，“acousticpropertiesofnormalandcanceroushumanliveri.dependenceonpathologicalcondition，”ultrasoundinmedicine&biology，vol.7，no.2，pp.121-133，1981.[20]m.imbault，a.faccinetto，b.-f.osmanski，a.tissier，t.deffieux，j.-l.gennisson，v.vilgrain，andm.tanter，“robustsoundspeedestimationforultrasound-basedhepaticsteatosisassessment，”physicsinmedicineandbiology，vol.62，no.9，p.3582，2017.[21]l.mercier，t.f.lindseth，andl.d.collins，“areviewofcalibrationtechniquesforfreehand3-dultrasoundsystems，”ultrasoundinmedicine&biology，vol.31，no.2，pp.143-165，2005.[22]g.f.pinton，g.e.trahey，andj.j.dahl，“spatialcoherenceinhumantissue：implicationsforimagingandmeasurement，”ieeetransactionsonultrasonics，ferroelectrics，andfrequencycontrol，vol.61，no.12，pp.1976-1987，2014.[23]y.desailly，o.couture，m.fink，andm.tanter，“sono-act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