具有非矩形的有源检测部位的二维超声波成像的换能器阵列的制作方法

以下总体上涉及超声波成像并且更具体地涉及一种具有非矩形的有源检测部位的二维超声波成像的换能器阵列。

背景技术：

超声波成像提供了关于正在检查中的患者的内部特征(例如，器官组织、物质流等)的有用信息。超声波成像系统包括具有换能器阵列的探针和控制台。该换能器阵列包括传感器元件的一维或二维阵列。控制台包括电路，以控制换能器元件传输超声波束和接收响应其所产生的回波。控制台还包括元件部分以处理所接收的回波并且生成内部特征的图像。

一维阵列具有沿方位方向延伸的单排换能器元件。对于多排阵列，沿方位方向延伸的几个平行的一维阵列沿着竖直方向定位。超声波成像可以杠杆化多排换能器阵列以提高图像质量。例如，通过独立地操作多排，可以电力地调整立面焦点的深度，能够使穿过图像的更长深度的更好的层面厚度的控制。该控制当图像在穿过大深度的场的更深的深度处时对于提高图像质量的均匀性是特别地便利的。

其中换能器阵列的各排具有相同数量的元件，元件的数量和独立通道的数量与排数成正比。不幸地，增加元件的数量增加了阵列封装(footprint)和通道的数量，这增加了阵列和/或电缆的尺寸和成本。当操纵探针时更大的电缆可能在超声检查工作者的手上产生更大应力。更大的阵列封装可能更难使声谱仪在整个阵列表面和患者之间均匀接触。此外，更大的阵列封装可能在探针上配置新的热耗散需求。

技术实现要素：

本申请的多个方面阐明了以上问题等。

在一个方面，超声波成像系统包括具有二维阵列的多排换能器元件的换能器阵列。各排换能器元件沿着长轴线延伸。该些排相互平行。该换能器阵列包括非矩形组的有源换能器元件。该超声波成像系统进一步包括传输电路，该传输电路启动换能器元件传输超声波信号。该超声波成像系统进一步包括接收电路，该接收电路接收响应于超声波信号和结构之间的相互作用所产生并且由换能器元件接收的回波。该超声波成像系统进一步包括波束形成器，该波束形成器处理该回波并且生成一个或多个指示结构的扫描线。

在另一方面，一种方法包括接收指示所关心的成像模式的信号，其中该成像模式指示具有第一聚焦深度的第一模式或者具有第二聚焦深度的第二模式中的一种，其中第二聚焦深度大于第一聚焦深度。该方法进一步包括根据信号利用电子电路有选择性地激励一组有源换能器元件的非矩形二维阵列的换能器元件排。

在另一个方面，成像设备包括一种包含二维阵列的换能器元件排的换能器阵列。该二维阵列包括多排二维阵列的外部排的子部位中的热耗散器。该换能器阵列进一步包括传输电路，该传输电路启动换能器元件以传输超声波信号。该换能器阵列进一步包括接收电路，该接收电路接收响应于与超声波信号相互作用所产生的回波。该换能器阵列进一步包括波束形成器，该波束形成器处理该回波并且生成一个或多个指示结构的扫描线。

本领域中的普通技术人员在阅读和理解了所附说明时还将意识到本申请的其他方面。

附图说明

借助于范例和附图的图中的非限制性内容来解释本申请，其中类似的附图标记指示类似的元件，并且其中：

图1示意性地示出了具有带有二维的换能器阵列的元件的探针的范例性超声波成像系统；

图2示出了具有第一种二维换能器阵列构造的探针的范例；

图3示出了具有第二种二维换能器阵列构造的探针的范例；

图4示出了具有第三种二维换能器阵列构造的探针的范例；

图5示出了具有第四种二维换能器阵列构造的探针的范例；

图6示意性地示出了用于图2的二维换能器阵列构造的元件构造的第一范例；

图7示意性地示出了用于图2的二维换能器阵列构造的元件构造的第二范例；

图8示意性地示出了用于图2的二维换能器阵列构造的元件构造的第三范例；

图9示意性地示出了用于图3的二维换能器阵列构造的元件构造的第一范例；

图10示意性地示出了用于图3的二维换能器阵列构造的元件构造的第二范例；

图11示意性地示出了用于图3的二维换能器阵列构造的元件构造的第三范例；

图12示意性地示出了用于图4的二维换能器阵列构造的元件构造的第一范例；

图13示意性地示出了用于图4的二维换能器阵列构造的元件构造的第二范例；

图14示意性地示出了用于图4的二维换能器阵列构造的元件构造的第三范例；

图15示意性地示出了用于图5的二维换能器阵列构造的元件构造的第一范例；

图16示意性地示出了用于图5的二维换能器阵列构造的元件构造的第二范例；

图17示意性地示出了用于图5的二维换能器阵列构造的元件构造的第三范例；

图18示意性地示出了在没有换能器元件的区域中的一个或多个端部部位处具有散热器的图6的变型；

图19示意性地示出了在没有换能器元件的区域中的一个或多个端部部位处具有散热器的图6的另一变型；

图20示意性地示出了在没有换能器元件的区域中的一个或多个端部部位处具有散热器的图9的变型；

图21示意性地示出了在没有换能器元件的区域中的一个或多个端部部位处具有散热器的图12的变型；

图22示意性地示出了根据本文所述的实施例的范例性方法；

图23示意性地示出了图6的变型；和

图24示意性地示出了图12的变型。

具体实施方式

图1示意性地示出了一种范例性的成像系统102，诸如，超声波(US)成像系统。成像系统102包括超声波换能器探针104和控制台106。超声波换能器探针104通过合适的接口件与控制台106接合。例如，超声波换能器探针104和控制台106可以通过探针104的电缆的电缆连接器和控制台106的互补接口件、互补无线电通讯接口件等接合。

超声波换能器探针104包括二维(2D)换能器阵列108，该换能器阵列108具有沿竖直方向112相互平行设置的多个一维(1D)排110₁、...、110_i、...、110_N(其中i和N是正整数)的，每个具有沿着方位方向116延伸的相应组的元件114₁、...、114_i、...、114_N。排110可包括16、32、64、192、256和/或其他数量的换能器元件114。元件114被配置成传输超声波信号并且接收回波信号。

如以下更详细地描述的，换能器阵列108中的有源(active)元件的数量具有非矩形形状，由于中心排110_i的元件114比外部排110₁和110_N包括更多的有源元件。在一个实例中，该换能器阵列108包括非矩形形状的元件。在另一实例中，该换能器阵列108包括具有非矩形形状的有源元件的矩形形状。具有非矩形形状的元件的构造可通过允许减小尺寸的探针104和/或电缆而改善人体工程学，使声谱仪操纵探针104更容易并且使换能器阵列108和患者(subject)之间均匀接触。该构造还可促进离开患者的热耗散。两种构造相对于具有完全填充有源元件矩形的构造可降低成本。

控制台106包括传输电路118，该传输电路被配置成有选择地激励换能器元件114和/或排110中的一个或多个。例如，在一个实例中，传输电路118生成一组脉冲，该组脉冲被传送至换能器阵列108，引起其的某些排110的某些元件114传输超声波信号。单独的排110被配置成可被有选择地控制并且可被激励来产生用于至少两个不同深度的超声波束，包括较浅深度(例如，在立面中使用更少的排)和较深深度(例如，在立面中使用更多的排)。

该控制台106进一步包括接收电路120，该接收电路被配置成接收响应于所传输的超声波信号而生成的一组回波(或者回波信号)。该回波通常是所发射的超声波信号和结构之间的相互作用的结果。接收回路120可被配置成用于空间混合、过滤(例如，FIR和/或IIR)和/或其他回波处理。控制台106进一步包括波束形成器122，该波束形成器被配置成通过对回波应用时间的延迟和加权并合计被延迟的回波来处理所接收的回波，例如，按B-模式。

该控制台106进一步包括扫描转换器124，该扫描转换器124被配置成例如通过将波束形成的数据转换成用于可视地提供所得数据的显示器或者显示部位的坐标系来转换用于显示的数据。所示控制台106进一步包括用于显示扫描转换的数据的显示器126。该控制台106进一步包括用户界面(UI)128，该用户界面包括一个或多个输入装置(例如，按钮、旋钮、滑块等)和/或一个或多个输出装置(例如，显示器等)，其允许与系统102之间的相互作用。

该控制台106进一步包括控制器130，该控制器130被配置成控制成像系统102的各个部件。例如，这种控制器可包括有选择地激励单独(或者集合)的排110以电力地控制用于较浅深度的成像模式和较深深度的成像模式的立面(elevation focus)焦点的深度。通常，对于较深的深度，立面中的更多排110被激励。由控制器130的这种控制可与A模式、B模式、C平面和/或其他数据获取模式结合。

该控制台106可包括一个或多个处理器(例如，微处理器、中央处理单元等)，该处理器执行编码或者嵌在诸如物理存储器的计算机可读存储介质(其排除临时性介质)及其他非临时性介质上的一个或多个计算机可读指令，以执行一个或多个本文所述功能和/或与超声波成像有关的其他功能。该一个或多个处理器还可以执行信号、载波及其他临时性介质中所承载的指令来执行这种动作。

图2显示了探针104的一实施例，其中换能器阵列108包括具有八个直线侧边202₁、...、202₈的八角形的换能平面200。图3显示了探针104的一实施例，其中换能器阵列108包括具有四个直线侧边302₂、302₄、302₆、302₈和四个弯曲侧边302₁、302₃、302₅、302₇的换能平面300。图4显示了探针104的一实施例，其中换能器阵列108包括具有十二个直线侧边402₁、...、402₁₂的十字形的换能平面400。图5显示了探针104的一实施例，其中换能器阵列108包括具有四个直线侧边502₁、...、502₄的矩形平面500。

图6显示了图2的换能器阵列108的一实施例。在该实施例中，换能器阵列108包括三排换能器元件，包括第一外部排110₁、内部110₂和第二外部排110₃。该内部排110₂具有第一数量的矩形换能器元件。第一和第二外部排110₁和110₃具有与内部排110₂相同数量的换能器元件，除了端部部位602、604、606和608中的元件不是完整的矩形元件之外。剩余元件是类似于内部排110₂中的元件的完整的矩形元件。

在一个实例中，单独的排110₁、110₂和110₃由穿过平行于换能器阵列108的纵向轴线600的划线或者切割线形成，例如，使用锯、线切等。端部部位602、604、606和608中的非完整的矩形元件也相对于纵向轴线600被对角地切割，例如，类似地使用锯、线等切割。在所示实施例中，端部部位602、604、606和608中的每一个包括两个部分元件。在另一实施例中，在端部部位602、604、606和608中可以存在多于或少于两个部分元件，并且部分元件的数量在端部部位602、604、606和608之间可不同。

对于该实施例，除了端部部位602、604、606和608中的元件之外，所有元件114之间进行电连接。该电连接可以通过穿过互相连接层的物理连接来实现并且被用于激励相应元件114。相对于其中对所有元件114进行电连接的构造，通道的数量减少了，其继而允许更小的电缆，该电缆需要更少的力矩来操纵，使得在声谱仪上的操纵更容易，并且降低了总成本。该构造相对于具有完整矩形阵列封装的构造还具有减小的封装，允许与病人和更小的探针的更均匀的物理接触。

图7显示了图6的变型，其中内部排110₂包括第一内部排110₂₁和第二内部排110₂₂，其围绕纵向轴线600是对称的。图8显示了图6的变型，其中一个或两个排110₁和/或110₃可能包括一个或多个包含偶数排或奇数排的排110，并且内部排110₂可能包括两个或多个包含偶数排或奇数排的排110。

图9、10和11显示了图3的换能器阵列108的实施例。图9、10和11基本上类似于图6、7和8的，除了端部部位602、604、606和608具有弯曲的斜线(diagonal)侧边之外。在该范例中，弯曲的斜线侧边是凸出的。在变型中，弯曲的斜线侧边可能是凹入的。在另一变型中，弯曲的斜线侧边可能是不规则的和/或其他形状。

图12、13和14显示了图4的换能器阵列108的实施例。图12、13和14基本上类似于图6、7和8的，除了端部部位602、604、606和608不包括任何元件114之外。图15、16和17显示了图5的换能器阵列108的实施例。图15、16和17在端部部位602、604、606和608中包括完整的矩形元件，形成了矩形封装。然而，端部部位602、604、606和608中的元件114不是有源的，没有至这些元件114的物理的电连接。

相对于侧瓣，通常，从振动更平稳过渡到不振动导致了在图像平面中以更大能量减少未被使用的能量(数值方面的减小)。因而图5的构造具有最小的侧瓣，继之以图2、图3和图4，其在外部排的端部的有源元件处具有明显的间断。

就离开患者的热耗散而论，从中心到周边的横向距离越短允许使导热元件(例如，铜箔)在后面离表面越近，这减少了换能器阵列108和患者的交界面处的热量。因而图4的构造具有最大的热耗散，继之以图3、图2和图1，其需要铜箔在其被向后折叠到元件上之前沿侧向方向伸出最远。

再关于热耗散，图18、19、20和21显示了图6、9和12的变型，其中散热器1800包含在没有换能器元件的区域中的一个或多个端部部位602、604、606或者608中。如所示，散热器1800可被不同形状地形成并且占据整个可用部位以形成完整的矩形阵列(图18和21)或者可用部位的子部位，以保持非矩形的(图19和20)。通常，散热器1800沿远离换能器阵列108的中心的竖直方向导热。该散热器1800可包括热电冷却器、热管、流体和/或其他的散热器。

图23显示了图6的变型。在该变型中，不是所有的矩形元件114被电气地连接。例如，在图23中，矩形元件2302、2304、2306和2308未被电气地连接。利用该结构，大部分端部电力地连接的元件2310、2312、2314和2316类似于大部分中间电力地连接的元件2318、2320、2322和2324地运转。

图24显示了图12的变型。在该变型中，矩形元件2402、2404、2406、2408、2410和2412未被电气地连接。利用该结构，大部分端部电力地连接的元件2214、2416、2318、2420、2422和2424类似于大部分中间电力地连接的元件2428、2430、2432、2424、2436和2438地运转。

通常，对于图2-5的实施例中的任何一个，如果一个或多个物理元件方位角地超出电力地连接的元件，则大部分端部电力地连接的元件的性能将类似于大部分中间电力地连接的元件的。与此相反，如果大部分端部电力地连接的元件也是大部分端部的物理元件，则大部分端部元件将与中间元件相比展现出不同的性能，例如，因为其侧边界条件在方位角方向不同。

图22示出了一种根据本文所述的实施例的方法。

下列行为的顺序是用于说明性目的的并且不是限制。因而，该行为中的一个或多个可按不同次序(包括但不限于)同时地执行。此外，该行为中的一个或多个可被省去和/或可增加一个或多个其他行为。

在2200，接收指示操作模式的信号。在该范例中，操作模式涉及较浅深度和较深深度的应用。

在2202，具有非矩形的有源元件阵列的超声波成像探针的换能器阵列的排中的换能器元件被有选择地激励以传输超声波束来用于在预定深度处成像。

在2012年9月18日申请的、名称为“超声波成像”的国际专利申请PCT/IB2012/001823中描述了在用于不同聚焦深度的立面中有选择地激励不同排的范例，其整体通过引用结合到本文中。

在2204，响应于那里所产生的回波由换能器元件接收。

在2206，该回波被波束形成。

在2208，该波束形成的回波被扫描转换以在监视器上显示。

在2210，显示超声波成像数据。

以上所述可经由编码或者嵌在计算机可读存储介质上的计算机可读指令来实施，当由计算机处理器来执行时，其促使处理器执行所描述的行为。另外或者替代地，至少一个计算机可读指令由信号、载波或者其他临时性介质承载。

已经参照各个实施例描述了本申请。在读取本申请时将想到对其的修改和改变。意图是，本发明被看作包括所有这种修改和改变，包括在所附权利要求范围内的及其同等物。