超声系统的制作方法

1.本发明涉及一种用于感测介质的超声系统。


背景技术：

2.更确切地说，本发明涉及一种超声系统，其包括：
3.‑
探针，其适于被放置成与介质接触且包括适于在所述介质中放射和接收超声波的至少一个换能器，以及
4.‑
处理单元，其关联到所述探针且适于处理来自所述探针的信号。
5.已知使用此超声成像系统来生成图像。
6.然而，此系统需要具有带有许多换能器的探针，例如超过100个换能器，且需要处理放射和/或接收超声波期间的复杂波束成形。波束成形过程至少包括，将放大因子和延迟独立地施加到来往于每一换能器的每一信号以将超声能量聚焦到介质内部的各个点。因此，此系统包括与探针中的换能器的数目一样多的模数转换器(adc)通道。此系统因此是复杂且昂贵的。
7.因此，需要一种便宜且容易使用的系统。


技术实现要素：

8.本发明的一个目的是，提供一种在感测介质内部的关注区方面比现有技术便宜得多的超声系统。
9.为此，所述超声系统进一步具有以下特征：
10.‑
探针(12)非轴对称，且是根据纵向方向延伸的线性探针，
11.‑
探针包括至少一个部分，所述至少一个部分沿着纵向方向包括宽度从所述部分的第一端向第二端减小的多个探针区段，以表现为菲涅耳(fresnel)透镜，其中，所述探针朝向介质内部的焦点并且从焦点聚焦超声波，所述焦点针对所述超声波的每一频率是不同的，
12.‑
处理单元分析在标称频率附近的多个频率下从所述探针接收的信号，以用于在位于介质中的多个焦点处感测所述介质，以及
13.‑
处理单元(13)基于介质中感测到的多个焦点构建介质的图像，所述图像由像素的网格组成，在纵向方向(x)上对准的像素由所述多个频率下的信号确定，且在垂直于所述纵向方向的深度方向(z)中对准的像素由针对探针和介质中的焦点之间的多个飞行时间接收的信号的电平确定。
14.归功于用于在介质内部聚焦的具有菲涅耳透镜效应的探针的使用，以及归功于分析所接收超声波的多个频率的处理单元，超声系统能够感测介质的关注区。所产生图像的质量可能相比于具有超大数目的换能器的现有技术系统减小，但所产生质量可能对于用户已经足够。所述系统有利地比这些现有技术系统简单得多且更便宜。
15.在所公开的超声系统的各种实施例中，可任选地并入以下特征中的一个和/或其
它特征。
16.根据一方面，处理单元控制探针在所述多个频率下连续地放射以在介质中移动焦点，且处理单元分析针对所述频率中的每一个接收的信号以用于在所述焦点处感测所述介质。
17.处理单元控制探针放射具有标称频率附近的宽带特性的超声波，且在多个频率下对信号进行滤波以用于在所述多个焦点处感测所述介质。
18.根据一方面，处理单元基于介质中感测到的多个焦点构建介质的图像。
19.根据一方面：
20.‑
探针包括一个换能器和安置于所述换能器上方的透镜层，所述透镜层由形成类似于锯齿形状的多个区段组成，每一区段在标称焦点的方向上的步长的距离被限定为使得由换能器穿过透镜层在介质中放射的超声波在穿过一个区段放射的波的一部分和由紧挨着所述一个区段的相邻区段放射的波的一部分之间具有相差2k.π，k为大于或等于一的整数。
21.根据一方面，所述步长等于：
22.sl＝λ
lens
·
c
medium
/(c
medium
‑
c
lens
)
23.其中，
24.c
medium
为超声波在介质内部的速度，
25.λ
lens
＝c
lens
/f
n
为透镜波长λ
lens
，
26.c
lens
为超声波在透镜层的材料内部的速度，以及
27.f
n
为适于聚焦到标称焦点fp
n
的超声波的标称频率。
28.根据一方面：
29.‑
探针包括多个换能器，所述多个换能器被配置成使得彼此相邻的任何对的两个换能器的焦点差距离等于波长除以周期数目p，所述周期数目p是大于或等于二的整数，所述焦点差距离是标称焦点和属于所述对的第一换能器之间的第一距离与标称焦点和属于所述对的第二换能器之间的第二距离之间的差的绝对值，以及
30.‑
所述系统将来自彼此间隔p的换能器的信号相加以形成p个定相信号。
31.根据一方面，焦点差距离由以下确定：
32.d
fpd
＝|d(fp,t
i
)
–
d(fp,t
i+1
)|＝λ/p
33.其中，
34.d(fp,t
i
)为第一距离，
35.d(fp,t
i+1
)为第二距离，
36.i为任何换能器的指标，
37.λ为波长，以及
38.p为周期数目。
39.根据一方面，间隔p的换能器通过短路连接在一起以将来自所述间隔p的换能器的信号相加以形成定相信号。
40.根据一方面，周期数目等于四。
41.根据一方面，探针进一步包括图案化透镜层，其定位于换能器上方且被布置成放置成接触换能器和介质。
42.根据一方面，图案化透镜层是棱镜形状，其厚度在换能器的对应于到标称焦点的最短距离的一侧上增加。
43.根据一方面，探针包括两个部分，第一部分位于相对于深度方向的第一侧上，所述深度方向垂直于纵向方向，且第二部分位于所述深度方向的第二侧上。
44.根据一方面，第一部分和第二部分相对于深度方向对称，所述第一部分和第二部分各自具有标称焦点，且所述标称焦点是相同的。
45.根据一方面，处理单元用来自第一部分的信号构建第一图像且用来自第二部分的信号构建第二图像，所述第一和第二图像彼此不重叠，所述第一图像对应于相对于深度方向的第一侧中限定的介质中的第一象限，且所述第二图像对应于相对于深度方向的第二侧中限定的介质中的第二象限。
46.根据一方面，探针进一步包括位于第一和第二部分之间的至少一个额外换能器。
47.根据一方面，所述额外换能器适合于生成在低频率下在介质内部传播的振动，所述振动由探针的第一部分和第二部分感测，且处理单元基于所述振动在介质中的移位来计算介质内部的至少一个弹性值。
附图说明
48.参考出于说明的目的提供的附图，通过借助于非限制性实例给出的本发明的若干实施例的以下详细描述，本发明的其它特征和优点将变得显而易见。在图中：
49.‑
图1是超声系统的示意性概貌图，
50.‑
图2是根据本发明的系统的第一实施例的示意图，
51.‑
图2a是图2的探针的透视图，
52.‑
图3是根据本发明的系统的第二实施例的示意图，
53.‑
图3a是图3的探针的透视图，
54.‑
图4是图3的探针的详细视图，
55.‑
图5是包含图案化透镜层的图3的探针的任选修改，
56.‑
图6是根据本发明的系统的第三实施例的示意图，其包含具有如图2或图3中公开的两个部分且在其间具有额外换能器的探针。
具体实施方式
57.图1展示根据本公开的且适于感测介质11内部的关注区roi的超声系统10。超声系统可构建关注区的至少一部分的图像，如将在以下描述中阐述。
58.介质11是例如活体且确切地说人类或动物身体，或其可以是任何其它生物或物理化学介质(例如体外介质)。介质的体积包括其物理性质的变化。举例来说，介质可包括组织和血管，其各自具有各种物理性质。举例来说，组织可包括患有疾病(例如癌细胞)的区域，或相比于介质的其它区域具有各种物理性质的任何其它单个区域。介质11的一些部分可包含某一添加的造影剂(例如微细气泡)，以用于改进这些部分的物理性质的对比度。
59.超声系统10可包含：
60.‑
探针12，其被放置成接触待成像的介质11(持续至少几秒的时长)，且包括一个超声换能器或多个超声换能器(即，换能器阵列)，每一换能器12a适于将信号变换为超声波
(放射模式)和/或将超声波变换为信号(接收模式)，
61.‑
处理单元13，其关联到探针12以用于控制探针12中的换能器12a，以及用于通过各种过程处理信号，以感测介质和任选地生成介质的关注区的一部分的至少一个或若干图像。
62.更精确地说，处理单元13可通过将用于放射放射超声波的信号提供到探针，以及通过从探针12接收对应于从介质到达探针12的超声波的信号，来控制探针12。
63.处理单元13接着可基于所述信号感测和/或生成介质11内部的关注区roi的图像。
64.在一个实施例中，处理单元13可划分成两个装置：用于控制换能器及将信号转换为数据的电子单元13a，以及用于处理经转换数据的计算机13b。
65.探针12可以是换能器的线性阵列。通过使信号定相来执行朝向介质中的在探针前方的预定位置的聚焦。探针可包括数目n个换能器12a，例如几十个换能器(例如，100到300)，其沿着纵向方向或轴线x并置以执行到二维(2d)平面中的超声聚焦。探针12可包括二维阵列以执行到三维(3d)容积中的超声聚焦。
66.处理单元13通常包括处理器、含有用于实施用于处理数据的方法的指令代码的存储器、键盘，以及用于显示生成的图像的显示器。
67.每一换能器12a放射和/或接收超声波，超声波可具有在预定中心频率f附近的宽频率带通δf内部的宽带特性。
68.超声波的中心波长λ等于λ＝c/f，其中f为预定中心频率，且c为超声波在介质11内部的速度。
69.由探针12放射的所放射超声波we在介质11内部在大体上垂直于纵向方向x的方向上(即，在深度方向z上)从探针朝向关注区roi传播。介质11中的散射将朝向探针12传回的这些波作为所接收超声波wr反射。
70.在所公开的实施例的以下描述中：
71.‑
探针12非轴对称，且为探针线性的，根据纵向方向x延伸，
72.‑
探针12包括至少一个部分，至少一个部分沿着纵向方向x包括宽度从所述部分的第一端向第二端减小的多个探针区段，以表现为菲涅耳透镜，其中，探针朝向介质内部的焦点fp并且从焦点fp聚焦超声波，所述焦点针对所述超声波的每一频率是不同的，
73.‑
处理单元13分析在标称频率f
n
附近的多个频率f
j
下从所述探针接收的信号，以用于在位于介质中的多个焦点fp
j
处感测介质，以及
74.‑
处理单元13基于介质中感测到的多个焦点构建介质的图像，图像由像素的网格组成，在纵向方向x上对准的像素由多个频率下的信号确定，且在深度方向z中对准的像素由针对探针和介质中的焦点之间的多个飞行时间接收的信号的电平确定。
75.根据本公开的探针12不是“轴对称探针”，这意味着，轴对称探针具有轴对称轴线和围绕所述轴线组织的同心元件，例如同心形透镜或同心形超声换能器。这些所谓的“轴对称”探针通常用于将高能量级聚焦在准确位置(一个焦点)处以用于介质内部此位置的药物治疗。此种类的一些探针可通过改变超声频率来改变焦点的深度。但是，这些轴对称探针不在超声系统中使用以产生介质的二维图像，这是归因于在轴对称轴线上聚焦超声波的此探针的对称性。这使得有必要添加机械移位装置来至少沿着一个或两个方向(x、y)移动探针本身。因此，此技术方案在使用时过于复杂。
[0076]“探针”应理解为，放射和/或接收超声波的有源部分。我们不考虑维持有源部分且适于用户的手以实现固持的套管。
[0077]“线性探针”应理解为，在纵向方向x上延伸的，即具有主要在纵向方向上延伸的有源部分的探针。此探针的目标是递送信号用于根据x
‑
z平面使介质11的roi成像。在垂直于纵向方向x且垂直于深度方向z的横向方向y中，探针大小比纵向方向x上小得多。此探针大小可以是较小常数，例如1毫米或几毫米(例如小于10mm)，或可取决于在纵向方向x上的横坐标。
[0078]
因此，本公开的探针12不是轴对称探针，且此探针12是线性探针。探针12包括透镜层中或换能器层中的探针区段，其宽度并不全部相等(并非有规律地间隔)且从探针12的第一端向第二端增加。归功于这些探针区段，探针12不在纵向方向x上具有周期性。探针12也不相对于垂直于纵向方向x的方向对称。将在以下所公开的实施例中更多地阐述探针区段的特征。
[0079]
探针12因而表现为菲涅耳透镜：其是菲涅耳线性装置。此探针12因而被调适成使得使用此探针的超声系统可提供介质11的二维图像(x
‑
z平面中)。
[0080]
图2展示根据本公开的实施例的探针的x
‑
z平面中的视图。图2a以透视图展示图2的探针，其示出本公开的探针不是轴对称探针且此探针是在纵向方向x上对准的线性探针。
[0081]
在此实施例中，探针12包括：
[0082]
‑
一个换能器12a，在图2上也被称作t1，以及
[0083]
‑
透镜层12f，其安置于所述换能器上方以接触换能器12a和介质11。
[0084]
在此实例中，透镜层12f是固定在换能器12a上方的聚焦层。
[0085]
举例来说，换能器12a将深度方向z中的机械应变(所述应变对应于介质中的波)变换为电信号s1，且可以反向地进行。
[0086]
透镜层12f具有可近似为弯曲锯齿的大体形状。因而，透镜层12f由多个区段f1、f2、f3……
和f
k
组成。每一区段为凸形弯曲形状，其具有：
[0087]
‑
第一边缘e1，其是朝向位于介质11中的关注区roi内部的标称焦点fp
n
的表面(第一边缘e1表面是向标称焦点fp
n
定向的凸表面，即在朝向所述标称焦点fp
n
的方向d上定向)，以及
[0088]
‑
第二边缘e2，其是大体上平行于朝向标称焦点fp
n
的方向d的表面(即，垂直于第二边缘e2的所述表面的方向垂直于方向d)。
[0089]
在图2和2a上，透镜层12f的区段f1、f2、f3……
、和f
k
对应于宽度从探针的第一端(图2上探针12的左侧)向第二端(图2上探针12的右侧)减小的探针区段：宽度wl1、wl2、wl3、
……
。
[0090]
区段f1、f2、f3……
和f
k
的每一第一边缘e1分别向标称焦点fp
n
放射和/或从标称焦点fp
n
接收超声波，从而在介质内部形成波束b1、b2、b3……
和b
k
。每一第二边缘e2不实质上促成超声波，因为其表面不向标称焦点fp
n
定向。
[0091]
第二边缘e2的表面可能不精确地垂直于方向d定向，这是出于各种原因，例如制造原因。然而，其在方向d上的投影表面比第一边缘e1的投影表面小得多，例如小于第一边缘e1的投影表面的10％。第二边缘不促成超声波朝向标称焦点fp
n
并且从标称焦点fp
n
传播，而第一边缘e1是主要或几乎完全促成超声波朝向标称焦点fp
n
并且从标称焦点fp
n
传播的表
面。
[0092]
波束b1、b2、b3……
和b
k
相对于纵向方向x且大体上依据上述方向d倾斜。深度方向z垂直于纵向方向x且其经过标称焦点fp
n
。原点po被限定为深度方向z与纵向方向x的相交点。因而，举例来说，原点po在纵向方向x上距换能器12a的侧边缘偏移距离od。这意味着，波束倾斜且标称焦点fp
n
不恰好位于探针12上方。换能器12a在纵向方向x上相比于原点op侧向移位所述偏移距离od。
[0093]
第一边缘e1可以是平面或弯曲的，例如相对于介质11内部的标称焦点fp
n
呈凸形形状。
[0094]
第二边缘e2可能是平面，且其在方向d上(即，在标称焦点fp
n
的方向上)具有某一步阶，所述步阶具有步长sl。
[0095]
步长sl的大致距离使得由换能器在介质中穿过透镜层12f放射的超声波在穿过一个区段f
k
放射的波的一部分和由紧挨着所述一个区段f
k
的相邻区段f
k+1
放射的波的一部分之间具有相差2.π，k为整数，其中1<＝k<＝n，n是透镜层12f的区段的数目。
[0096]
根据模型，步长sl例如等于：
[0097]
sl＝λ
lens.
c
medium
/(c
medium
‑
c
lens
)
ꢀꢀꢀꢀ
(等式1)
[0098]
其中，
[0099]
c
medium
为超声波在介质11内部的速度，
[0100]
λ
lens
＝c
lens
/f
n
为透镜波长λ
lens
，
[0101]
(即，透镜中的波的波长)，
[0102]
c
lens
为超声波在透镜层的材料内部的速度，以及
[0103]
f
n
为适于聚焦到标称焦点fp
n
的超声波的标称频率。
[0104]
归功于透镜层12f的上述几何结构，透镜层12f表现为菲涅耳透镜，且朝向介质11内部的标称焦点fp
n
并且从标称焦点fp
n
聚焦超声波。
[0105]
如图2a上所示出，探针12是沿着纵向方向x延伸的线性探针，所述探针具有一个换能器12a和透镜层12f，透镜层具有区段f1、f2、f3……
和f
k
且形成探针区段。此探针12非轴对称，且不对称。因此，与轴对称探针相反，此探针12能够聚焦到可在纵向方向x(此线性探针的方向)上侧向移位的各个焦点fp
j
。
[0106]
举例来说，探针12具有横向方向y上的宽度，其为恒定宽度w
y
，如图2a上所公开。然而，在另一实施例中，此横向宽度w
y
可沿着纵向方向x上的横坐标变化。举例来说，横向宽度可从探针12的第一端(图2上探针12的左侧)向第二端(图2上探针12的右侧)增加。
[0107]
此实施例可接着在单个换能器12a上方使用透镜层12f。换能器12a经历从透镜层12f的所有区段到达的所有超声波，且换能器12a组合这些超声波以提供发射到处理单元13的单个电信号s1。
[0108]
处理单元13被限定为能够根据用于放射放射超声波的各种信号激活换能器12a。放射超声波可以是：
[0109]
‑
在可改变(即，移位)到标称频率f
n
附近的多个频率f
j
的频率f下生成的正弦波；或
[0110]
‑
包含在频率带通δf内部的宽带波；或
[0111]
‑
由多个正弦波或适时变化的正弦波或多个适时变化的正弦波的总和组成的波。
[0112]
接着，处理单元13分析在标称频率f
n
附近的多个频率f
j
下从探针12接收的信号以
用于在位于介质中的多个焦点fp
j
处感测介质，j为对应于特定焦点的所述特定频率的指标，j为整数。
[0113]
可选地，处理单元13生成超声波的多个相同放射序列(例如，处于相同频率)，接收对应于由所述放射序列产生的接收序列的多个信号，且计算所述多个信号的平均值。处理单元13接着分析所述平均信号，因为其是用于感测介质的所接收信号。这改进了信噪比。
[0114]
在第一变型中且为简单起见，将处于频率f的正弦波的情况下阐述该过程。
[0115]
处理单元13能够将所放射超声波的频率f改变到多个频率f
j
。归功于此频率改变(即，频率移位)，修改波束的倾斜，且焦点在介质11内部朝向对应于所述频率f
j
的其它焦点fp
j
移动，这些其它焦点在焦点的方向d
fp
上对准。为简单起见，图上表示的连续其它焦点(连续其它焦点的位点)根据直线对准，但它们在一些实施例中当频率改变时可根据曲线对准。理想地，焦点的方向(位点)d
fp
大体上平行于纵向方向x。或者，焦点的方向(位点)d
fp
可相对于纵向方向倾斜，这取决于透镜层12f的几何结构。举例来说，当频率增加时，其它焦点fp
j
在方向d
fp
上侧向移动，即大体上在平行于纵向方向x的方向上或根据由至少透镜层12f的特性预先确定的曲线移动。以类似方式，当频率减小时，其它焦点fp
j
在方向d
fp
上在深度方向z的相对侧上侧向移动。
[0116]
然而，关联到其它焦点fp
j
的波束可能不像标称焦点fp
n
那样好地聚焦。此外，换能器的激发是窄带宽和准纯频率(quasi
‑
pure frequency)。这些缺陷和局限性可能导致所计算的图像中的像素比来自常用超声成像技术的像素和/或比对应于处于标称焦点fp
n
的介质中的点的像素模糊。
[0117]
接着，处理单元13分析针对多个频率f
j
中的每一个接收的信号以用于沿着焦点的所述方向(位点)d
fp
在相应多个焦点fp
j
处感测介质。
[0118]
接着，处理单元13还可能够基于在多个频率f
j
下从探针接收的信号计算介质内部的关注区的图像。图像例如由x
‑
z方向中的像素的网格组成。应了解，通过改变频率f来近似地确定x方向上对准的像素，且通过针对每一飞行时间(到换能器的距离)接收的信号的电平来近似地确定z方向上对准的像素。
[0119]“像素的网格”可理解为可对应于介质11中的位置的矩阵的像素值(图像)的矩阵。位置的矩阵可在空间上相等地间隔或不相等地间隔。可选地，位置的矩阵可与像素值的矩阵相关联以限定任何形状的图像(不仅仅是正方形或矩形)。可选地，像素的位置可在介质11内部任何地方。
[0120]
在第二变型中，处理单元13能够控制探针12在介质11中放射具有标称频率f
n
附近的宽带信号特性的超声波。
[0121]
在这种情况下，探针12表现得如同其同时向介质内部的对应于所述信号的带宽的多个焦点fp
j
聚焦。
[0122]
接着，处理单元13响应于所放射宽带信号(对应于放射波)对来自换能器12a的所接收信号进行滤波以在所述多个焦点处感测介质。接着，处理单元13可基于由系统感测到的所述多个焦点确定介质的至少一图像。滤波器有利地是具有适于特定频率的频率带宽的窄带滤波器。系统或处理单元可包括多个滤波器，其同时接收信号以同时在多个其它焦点fp
j
处感测介质。滤波器优选地是由处理单元13中的软件实施的数字滤波器。
[0123]
图2和2a的实施例的所有变型正使用仅一个信号s1，系统在此实例中仅需要一个
模数转换器将信号s1转换为数据。因此，必须传递到处理单元13的数据的数量有利地相比于现有技术波束成形系统极小，且系统的成本极大地降低。
[0124]
图3展示根据本公开的另一实施例的探针及处理的x
‑
z平面中的视图。图3a以透视图展示图3的探针，其示出本公开的探针不是轴对称探针且此探针是在纵向方向x上对准的线性探针。
[0125]
在此实施例中，探针12包括根据纵向方向x对准的多个换能器12a。每一换能器12a还被称作t
i
，i为换能器的指标，i是正非空整数，且介于1和n之间(包含端点)。每一换能器t
i
接收和/或生成由相应换能器t
i
的相同指标i识别的信号s
i
。
[0126]
换能器t
i
对应于宽度从探针的第一端(图2上探针12的左侧)向第二端(图2上探针12的右侧)减小的探针区段：即，宽度w1、w2、w3、
……
。
[0127]
标称焦点fp
n
位于介质11内部且在垂直于纵向方向x的深度方向z中。纵向方向x与深度方向z相交于原点po处。位于探针的左侧边缘处的第一换能器t2相对于此原点po偏移：它们相距偏移距离od。每一换能器t
i
放射和/或接收超声波的一部分，即，导向标称焦点fp
n
的超声波束bi。
[0128]
换能器12a被配置成使得彼此相邻的两个换能器的任何对(t
i
、t
i+1
)的焦点差距离d
fpd
等于波长λ除以周期数目p。因此，焦点差距离d
fpd
对于探针12来说是恒定值。
[0129]
周期数目p是大于或等于二(2)的整数。在图中，周期数目p等于四(4)，且焦点差距离d
fpd
等于λ/4。
[0130]
焦点差距离d
fpd
是标称焦点fp
n
和属于所述对两个换能器(t
i
、t
i+1
)的指标i的第一换能器t
i
之间的第一距离(第一波束b
i
的长度)与标称焦点fp
n
和属于所述对两个换能器(t
i
、t
i+1
)的指标i+1的第二换能器t
i+1
之间的第二距离(第二波束b
i+1
的长度)之间的差的绝对值。
[0131]
换句话说，对于探针12中的每一对相邻换能器(t
i
、t
i+1
)，焦点差距离d
fpd
如下：
[0132]
d
fpd
＝|d(fp
n
,t
i
)
–
d(fp
n
,t
i+1
)|＝λ/p
ꢀꢀꢀ
(等式2)
[0133]
其中，
[0134]
d(fp
n
,t
i
)为第一距离(第一波束b
i
的长度)，
[0135]
d(fp
n
,t
i+1
)为第二距离(第二波束b
i+1
的长度)，
[0136]
i为任何换能器的指标，以及
[0137]
λ为超声波在介质11中的波长。
[0138]
在图3的实施例中，到任何换能器t
i
的距离例如限定在所述换能器的几何中心处，但可使用任何其它定义；例如，换能器的左边缘上的距离，或换能器的右边缘上的距离，或任何其它定义。
[0139]
在此实施例中，因为所有换能器根据作为直线的纵向方向x对准，且由于上述关系，换能器12a配置有沿着所述纵向方向x改变的宽度w
i
：例如，第二换能器t2的宽度w2短于第一换能器t1的宽度w1，对于所有换能器以此类推。换能器的宽度w
i
因此当离开原点po时越来越短。
[0140]
此外，来自标称焦点fp
n
的波束b
i
(线fp
n
‑
t
i
)在离开原点po时越来越倾斜。
[0141]
图4是两个相邻换能器t
i
、t
i+1
的一般化放大视图。此图4上用影线表示的矩形三角形(a、b、c)针对每一对相邻波束(b
i
、b
i+1
)限定。在此图上表示焦点差距离d
fpd
，且可推断以
下关系：
[0142]
d
fpd
＝d
i
.sin(α
i
)＝λ/p
ꢀꢀꢀꢀ
(等式3)
[0143]
其中，
[0144]
d
i
为换能器t
i
的中心到下一(相邻)换能器t
i+1
的中心之间的距离，因此此距离等于：
[0145]
d
i
＝(w
i
+w
i+1
)/2，以及
[0146]
α
i
是纵向方向x和垂直于下一波束方向b
i+1
的方向d
p
之间的角度。
[0147]
因而，波长λ对应于具有在零孤到2.π弧之间变化的相位的超声波的完全周期。因为焦点差距离d
fpd
为等于λ/p的恒定值，所以分别来自换能器t
i
、t
i+p
、t
i+2p
、
……
的信号s
i
、s
i+p
、s
i+2p
……
具有相同相位，即，相位0、相位(λ/p).p＝2.π、相位(λ/p).2p＝4.π
……
。因此，这些信号“同相”且可通过短路从“同相”换能器12a处的线直接添加，如图3中所表示。短路12b将“同相”换能器12a(例如，压电换能器)的电荷相加，且提供相位信号sph
m
，m为表示“同相”换能器的群组的相位信号的指标。然而，技术人员可取决于换能器技术使用其它技术方案。
[0148]
换句话说，来自彼此间隔p的换能器t
i
的信号s
i
相加(例如，由短路)以形成相位信号sph
m
。此实施例的短路执行来自换能器的信号的一种模拟相加。
[0149]
换句话说，定相信号sph
m
限定如下：
[0150][0151]
其中，
[0152]
s
i
为来自指标i的换能器(t
i
)的信号，
[0153]
m为相位信号指标，其中m∈[1,p]，
[0154]
k取换能器的指标的可能值，以及
[0155]
p为周期数目。
[0156]
因而，系统包括换能器的n个信号s
i
(即，探针中的换能器的数目)。但系统包括仅p个定相信号sph
m
。
[0157]
因为周期数目p是可能相对较小的整数(例如，二或四)，所以定相信号sph
m
的数目相对较小。
[0158]
相比于换能器的数目，这有利地减少将定相信号转换为数据所需的模数转换器的数目。这减少必须传递到处理单元13的所述数据的数量，且因此减少系统的成本。
[0159]
归功于上述特征，探针12表现为菲涅耳透镜，其朝向介质11内部的标称焦点fp
n
并且从标称焦点fp
n
聚焦超声波。
[0160]
如图3a上所示出，探针12是沿着纵向方向x延伸的线性探针，所述探针具有形成探针区段的多个换能器12a。此探针12非轴对称，且不对称。因此，与轴对称探针相反，此探针12能够聚焦到可在纵向方向x(此线性探针的方向)上侧向移位的各个焦点fp
j
。
[0161]
探针12具有例如横向方向y上的恒定宽度，如图3a上所示出。然而，在另一实施例中，此横向宽度w
y
可沿着纵向方向x上的横坐标变化。举例来说，横向宽度可从探针12的第一端(图3上探针12的左侧)向第二端(图3上探针12的右侧)增加。
[0162]
处理单元13接收p个定相信号sph
m
且仅需要经由针对此减小数目的定相信号的组
合过程“再定相”这些信号以形成组合信号s1*，组合信号接着允许感测介质11。接着，处理单元13可确定表示所述介质的图像的像素的值。正如众所周知，此组合例如是波束成形过程，但基于p个定相信号，而非来自换能器12a的所有信号s
i
。
[0163]
归功于上述特征(包括多个换能器12a的探针12，以及间隔p的信号si的相加和定相信号sph
m
的组合)，超声系统10表现为菲涅耳透镜，其朝向介质11内部的标称焦点fp
n
并且从标称焦点fp
n
聚焦超声波。
[0164]
接着，处理单元13能够实施第一实施例的第一或第二变型，即，处理单元能够放射多个连续频率f
j
以移动焦点，或处理单元13能够放射具有宽带特性的波且对所接收信号进行滤波，如第一实施例中所解释。焦点在介质11内部朝向对应于所述频率f
j
的其它焦点fpj连续地或几乎同时地移动。其它焦点在焦点的方向d
fp
上对准(通过改变频率实现的多个焦点的位点)。焦点的方向d
fp
可能大体上平行于纵向方向x，或相对于纵向方向x倾斜，或是相对于探针12的一组预定位置。
[0165]
接着，处理单元13可基于在多个频率f
j
下从探针接收的p个定相信号sph
m
计算介质内部的关注区的图像。图像例如由x
‑
z方向中的像素的网格组成。应了解，通过改变频率f来确定纵向方向x上像素的横坐标x，且通过针对每一飞行时间(到换能器的距离)接收的经处理信号的电平来确定深度方向z中像素的纵坐标z，正如超声成像领域中众所周知。
[0166]
在此实施例中，虚拟“菲涅耳透镜”通过换能器12a的配置(其几何结构)和来自探针12的间隔p的信号的相加而数字重组。此对应于使用离散(不连续)物理元件(换能器)和特定信号组合的虚拟菲涅耳透镜，而在第一实施例中，模拟的菲涅耳透镜是连续物理元件(换能器和透镜层)。
[0167]
根据图5上表示的此第二实施例的另一变型，探针12进一步包括定位于换能器12a上方且与换能器12a接触并与介质11接触的图案化透镜层12c。图案化透镜层12c适合于优化每一换能器t
i
和标称焦点fp
n
之间的所放射及接收的超声波。此图案化透镜层12c通过校正每一换能器的左端和右端之间的飞行时间差来提供校正，使得每一换能器t
i
的上表面接收“同相”超声波。
[0168]
为此，图案化透镜层12c的形状看起来类似于锯齿形状，就像第一实施例的透镜层一样。此形状包括多个区段，每一区段朝向多个换能器中的一个换能器t
i
。
[0169]
举例来说，图案化透镜层12c包括区段12c1、12c2、12c3、
……
，分别对应于换能器t1、t2、t3、
……
。
[0170]
图案化透镜层的每一区段的厚度在换能器t2的对应于到标称焦点fp
n
的最短距离的一侧(在图5的情况下，每一换能器的左端)上增加。
[0171]
图6展示根据本公开的另一实施例的探针及处理的视图。此图是xz平面中的视图。但类似于先前实施例，探针12不是轴对称探针，且其是根据纵向方向x延伸的线性探针。探针12可具有横向方向y上的恒定宽度w
y
或横向方向y上的宽度w
y
，这取决于纵向方向上的横坐标，如已阐释的。
[0172]
在此第三实施例中，探针12包括探针的至少两个部分：第一部分121和第二部分122。
[0173]
第一部分121例如相比于深度方向z(平面x
‑
z中)位于第一侧处，即图6上的右侧上，且第二部分122相比于所述深度方向z位于第二侧处，相比于深度方向z，所述第二侧与
第一侧相对。换句话说，深度方向z位于第一部分121和第二部分122之间。
[0174]
因此，探针的两个部分121、122位于深度方向z的两侧上，且各自定向于相同方向z上，朝向介质11以能够从此介质11生成和接收超声波(在图6上的平面x
‑
z的上半部中)。
[0175]
第一部分121朝向第一标称焦点fp
n1
聚焦超声波，且第二部分122朝向第二标称焦点fp
n2
聚焦超声波。两个标称焦点fp
n1
、fp
n2
可彼此分离以伸长(在纵向方向x上)介质11内部的最佳充分聚焦区域。相反地来看，两个标称焦点fp
n1
、fp
n2
可以是相同点(即，叠加)以改进图像的精确度。
[0176]
第一部分121在第一倾斜方向中(例如左上方)聚焦，而第二部分122在第二倾斜方向中(例如右上方)聚焦，第二方向不同于第一方向，且例如相对于纵向方向x是相对的。
[0177]
接着，可根据上文在第一实施例中或在第二实施例中(即，具有单个换能器或多个换能器)描述的技术特征实现探针12的第一和第二部分121、122。这两个部分可有利地为相同类型。
[0178]
第三实施例的处理单元13因而适于：
[0179]
‑
基于来自属于探针12的第一部分121的换能器的信号和/或定相信号，确定第一图像i1，以及
[0180]
‑
基于来自属于探针的第二部分122的换能器的信号和/或定相信号，确定第二图像i2。
[0181]
第一图像i1可对应于针对对应于位于第一侧(右)的焦点的像素构建或计算的图像，即，在相对于深度方向的第一侧中限定的第一象限xz中。第一象限xz是在正纵向方向x中和正深度方向z中延伸的xz平面中的象限。
[0182]
第二图像i2可相反地对应于针对对应于位于第二侧(左)的焦点的像素构建或计算的图像，即，在相对于深度方向的第二侧中限定的第二象限
‑
xz中。第二象限
‑
xz是在负纵向方向x中和正深度方向z中延伸的xz平面中的象限。
[0183]
处理单元13接着可通过增加来自第一部分121的信号中分析的频率f而在第一部分121的第一象限xz中从左到右(即，在纵向方向x的正方向中)移动焦点，且其可通过增加来自第二部分122的信号中分析的频率而在第二部分122的第二象限
‑
xz中从右到左(即，在纵向方向x的负方向中)移动焦点。因此，探针12的两个部分121、122各自在其平面象限中对称地工作，以用于提供用于在平面xz的每一相关联相应象限(即，第一或第二象限)中构建或计算像素的信号。在此情况下，两个部分121、122可相对于深度方向z对称，且其提供相对于深度方向z对称地扫描的第一图像i1和第二图像i2，条件是认为探针12的两个部分的频率增加。
[0184]
接着，处理单元13基于第一和第二图像i1、i2确定表示介质11的关注区roi的图像的像素。
[0185]
最终，处理单元13基于来自探针12的第一和第二部分121、122的信号和/或定相信号直接确定表示介质11的关注区roi的图像的像素，即，不计算中间第一和第二图像。
[0186]
此实施例的具有探针12的第一和第二部分的关注区可在x方向中较宽。
[0187]
在图6上表示的变型中，系统包括额外换能器123。此额外换能器123可定位于探针12的第一和第二部分121、122之间。此额外换能器123可被调适以在探针的第一和第二部分121、122之间在深度方向z上聚焦超声波。
[0188]
额外换能器123可被调适以生成频率低于探针12的第一和第二部分121、122的超声波。
[0189]
可选地，额外换能器123适于在介质内部生成低频率振动，而探针的第一和第二部分121、122适于用于确定介质11内部的相同关注区roi的图像或多个时间连续图像的较高频率。
[0190]
接着，探针的第一和第二部分121、122由处理单元13使用以对介质11内部的振动的传播进行感测和/或成像。时间连续图像接着由处理单元13组合以基于所述振动的位移计算介质11内部的至少一个点的至少一个弹性值。
[0191]
理想地，系统10还能够计算或确定介质中的关注区roi的弹性的图像。
[0192]
此特定实施例提供尤其低成本的弹性成像装置。此小型且经济的系统可在许多新的医学成像应用中使用。
[0193]
上述实施例仅出于说明的目的而提供且可整体或部分组合，本技术提供的保护由其权利要求书集合限定。
[0194]
归功于上述实施例的各种技术特征，超声系统需要比现有技术系统少的电子组件。因而系统价格低廉。
[0195]
根据本公开的系统10还在使用中消耗较少能量。其可容易携带，且足够小而成为便携式系统。
[0196]
此外，其还更加容易制造。因此，超声系统价格低廉得多。
[0197]
此系统10可不太重，且因此更容易由用户使用。