TW201231018A - Concave ultrasound transducers and 3D arrays - Google Patents

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201231018 六、發明說明： 【發明所屬之技術領域】 本發明大體上關於用於醫學之成像技術，更特定地關 於醫療超音波，及仍更特定地關於用於使用多孔徑而產生 超音波影像之設備。 【先前技術】 在習知超音波成像中，超音波能量之集中束發送進入 將檢查之身體組織，並檢測及描繪返回之回音以形成影像 。在超聲心動圖顯像中，束通常以增加角度從中心探針位 置跨入，並沿代表發送之束之路徑的路線描繪回音。在腹 部超音波檢査術中，束通常橫向跨入，產生平行束路徑， 並沿代表該些路徑之平行路線描繪返回之回音。 「Harvey Feigenbaum」所著「超聲心動圖顯像（ Echocardiography )」（1 993 年費城，Lippincott Williams & Wilkins第5版）第一章中說明習知超音波成 像之基本原理。已知人體組織中超音波之平均速度v約爲 1540 m/sec，軟組織中範圍爲 1440 至 1670 m/sec(P. N. T. Wells，「生物醫學超音波」（Biomedical Ultrasonics )，學術出版社（A c a d e m i c P r e s s )，倫敦、紐約、舊金 山，1 977 )。因此，產生回音之阻抗中斷的深度可估計爲 回音乘以v/2之往返時間’並以沿代表束之路徑的路線之 深度描繪振幅。在針對沿所有束路徑之所有回音實施之後 ，便形成影像。掃描線之間之間隙典型地塡充插値。 201231018 爲聲穿透身體組織，藉由換能器元件之陣列形成之束 於將檢查之組織之上掃描。傳統上，相同換能器陣列用於 檢測返回之回音。使用相同換能器陣列以產生束及檢測返 回之回音爲針對醫療用途而使用超音波成像中最顯著限制 之一；此限制產生不良橫向解析度》理論上，藉由增加超 音波探針之孔徑可提昇橫向解析度，但隨孔徑尺寸增加所 牽涉之實際問題仍保持孔徑小及橫向解析度變少。無疑地 ，即使基此限制超音波成像仍非常有用，但基於較佳解析 度則其將更佳有效。 在心臟病的實務中，例如，單一孔徑尺寸之限制係由 肋骨之間之空間（肋間空間）主宰。對於希望用於腹部及 其他用途之掃描器而言，孔徑尺寸之限制亦爲嚴重之限制 。問題在於難以保持同相大孔徑陣列之元件，因爲超音波 傳輸速度隨探針與有興趣區域之間之組織的類型而異。根 據 Wells (「生物醫學超音波」（Biomedical Ultrasonics )，如上述），軟組織內傳輸速度改變達正或負1 0%。當 孔徑保持小時，介於其間之組織假定爲同質性，因此忽略 任何變化。當增加孔徑尺寸以提昇橫向解析度時，定相陣 列之附加元件可爲不同相，並可實際上降級而非提昇影像 〇 若爲腹部成像之狀況，已認可增加孔徑尺寸可提昇橫 向解析度。儘管避免肋骨並非問題，使用稀疏塡充之陣列 形成束，尤其組織速度變化需予補償。基於單一孔徑超音 波探針，通常已假定藉由換能器陣列之元件使用之束路徑 -6 -

S 201231018 充分接近被視爲組織密度剖面類似，因此不需補償。然而 ，此假設之使用嚴格限制可使用之孔徑的尺寸。 藉由例如於美國專利8,007,43 9及美國專利公開申請 案20 1 1/0201 93 3中所示及說明之多孔徑超音波成像技術 的發展，已處理限制之總孔徑尺寸的問題。 【發明內容】 在一實施例中，提供一種超音波成像系統包含：超音 波換能器陣列，該超音波換能器陣列具有約至少一軸線之 凹面曲率；該超音波換能器陣列中的第一發送孔徑，經組 配而以超音波能量聲穿透散射體；該超音波換能器陣列中 的第一接收孔徑，經組配而從該散射體接收超音波回音， 該第一接收孔徑經設置遠離該第一發送孔徑；以及與該超 音波換能器陣列電子通訊之控制系統，該控制系統經組配 以存取說明該第一發送孔徑及該第一接收孔徑之位置及方 位之校準資料’該控制系統經組配而以藉由該第一接收孔 徑接收之該回音形成超音波影像。 在一些實施例中，該系統進一步包含：該超音波換能 器陣列中的第二接收孔徑’經組配而從該散射體接收回音 ’該第二接收孔徑經設置遠離該第一發送孔徑及該第一接 收孔徑；其中’該控制系統經組配以存取說明該第二接收 孔徑之位置及方位之校準資料，及其中，該控制系統經組 配而以藉由該第一接收孔徑及該第二接收孔徑接收之該回 音形成超音波影像。 -7- 201231018 在一些實施例中’該超音波換能器陣列具有約至少二 軸線之凹面曲率。 在一實施例中’該校準資料係儲存於該控制系統中。 在其他實施例中’該校準資料係從該控制系統遠程儲存。 在一實施例中，該校準資料係儲存於連同該陣列覆蓋在探 針外罩內之晶片中。 提供一種超音波成像之方法，包含：以具有約至少一 軸線之凹面曲率之超音波換能器陣列上之發送孔徑朝散射 體發送超音波能量；以該超音波換能器陣列上之第一接收 孔徑從該散射體接收超音波回音；獲得包含該第一發送孔 徑及該第一接收孔徑中的超音波換能器之位置及方位之校 準資料；以及以藉由該第一接收孔徑接收之該超音波回音 形成超音波影像。 在一些實施例中’該方法進一步包含：以該超音波換 能器陣列上之第二接收孔徑從該散射體接收超音波回音： 獲得包含該第二接收孔徑中的超音波換能器之位置及方位 之校準資料；以及以藉由該第一接收孔徑及該第二接收孔 徑接收之該超音波回音形成超音波影像。 其他超音波成像系統包含：超音波換能器陣列；該超 音波換能器陣列中的第一發送孔徑，經組配而以超音波能 量聲穿透散射體；該超音波換能器陣列中的第一接收孔徑 ，經組配而從該散射體接收超音波回音，該第一接收孔徑 經設置遠離該第一發送孔徑；該超音波換能器陣列中的第 二接收孔徑，經組配而從該散射體接收超音波回音，該第

S -8- 201231018 二接收孔徑經設置遠離該第一發送孔徑及該第一接收孔徑 ;以及與該超音波換能器陣列電子通訊之控制系統，該控 制系統經組配以藉由將以該第一接收孔徑接收之回音切換 爲以該第二接收孔徑接收之回音，而改變該系統之總孔徑 尺寸。 在一實施例中，該控制系統經組配以存取說明該第~ 發送孔徑、該第一接收孔徑、及該第二接收孔徑之位置及 方位之校準資料’其中，該控制系統經組配而以藉由該第 一接收孔徑及該第二接收孔徑接收之該回音形成超音波影 像。 在一些實施例中’該控制系統經組配以於檢測阻礙中 自動改變該總孔徑尺寸。 亦提供一種超音波成像系統，包含：超音波換能器陣 列；該超音波換能器陣列中的第一發送孔徑，經組配而以 超音波能量聲穿透散射體；該超音波換能器陣列中的第二 發送孔徑，經組配而以超音波能量聲穿透散射體；該超音 波換能器陣列中的第一接收孔徑，經組配而從該散射體接 收超音波回音，該第一接收孔徑經設置遠離該第一發送孔 徑；該超音波換能器陣列中的第二接收孔徑，經組配而從 該散射體接收超音波回音，該第二接收孔徑經設置遠離該 第一發送孔徑及該第一接收孔徑；以及與該超音波換能器 陣列電子通訊之控制系統，該控制系統經組配以藉由將以 該第一發送孔徑發送之超音波能量切換爲以該第二發送孔 徑發送之超音波能量，及將以該第一接收孔徑接收之回音 -9- 201231018 切換爲以該第二接收孔徑接收之回音，而改變 徑視角，其中，該第一發送孔徑與該第一接收 發送/接收角度約與該第二發送孔徑與該第二 間之發送/接收角度相同。 在一實施例中，該控制系統經組配以存取 發送孔徑、該第一接收孔徑、及該第二接收孔 方位之校準資料，其中，該控制系統經組配而 一接收孔徑及該第二接收孔徑接收之該回音形 像。 在其他實施例中，該控制系統經組配以於 自動改變該孔徑視角。 提供一種超音波成像之方法，包含：以具 軸線之凹面曲率之超音波換能器陣列上之第一 散射體發送超音波能量；以該超音波換能器陣 接收孔徑從該散射體接收超音波回音；檢測該 第一接收孔徑之間之阻礙；以及在檢測該阻礙 超音波換能器陣列上之第二接收孔徑從該散射 波回音。 在一些實施例中，該檢測步驟係藉由音波 。在其他實施例中，該檢測步驟係藉由控制系 〇 在一實施例中，該換能器陣列具有約至少 面曲率。 在一實施例中，該檢測步驟之後進一步包 該系統之孔 孔徑之間之 接收孔徑之 說明該第一 徑之位置及 以藉由該第 成超音波影 檢測阻礙中 有約至少一 發送孔徑朝 列上之第一 散射體與該 之後，以該 體接收超音 檢査器執行 統自動執行 二軸線之凹 含：在檢測

-10- S 201231018 該阻礙之後，以該超音波換能器陣列上之該第二接收孔徑 從該散射體接收超音波回音，其中，該阻礙不是位於該散 射體與該第二接收孔徑之間。 提供一種超音波成像之方法，包含：以具有約至少一 軸線之凹面曲率之超音波換能器陣列上之第一發送孔徑朝 散射體發送超音波能量；以該超音波換能器陣列上之第一 接收孔徑從該散射體接收超音波回音；檢測該散射體與該 第一發送孔徑之間之阻礙；以及在檢測該阻礙之後，以該 超音波換能器陣列上之第二發送孔徑朝該散射體發送超音 波能量。 在一實施例中，該檢測步驟係藉由音波檢查器執行。 在其他實施例中，該檢測步驟係藉由控制系統自動執行。 在一些實施例中，該換能器陣列具有約至少二軸線之 凹面曲率。 超音波成像裝置之其他實施例包含；探針外罩；配置 於該探針外罩附近之至少二超音波換能器陣列；以及至少 一鉸鏈機構，經組配以耦合每一該超音波換能器陣列至該 探針外罩，該鉸鏈機構經組配以允許該超音波換能器陣列 之位置或方位調整以便符合生理學。 在一些實施例中，該裝置進一步包含鎖定機構，經組 配以鎖定該鉸鏈機構。 提供一種超音波成像之方法，包含：置放具有至少二 超音波陣列之超音波成像探針接觸病人；允許每一該超音 波陣列個別符合該病人之生理學；鎖定該超音波陣列爲符 -11 - 201231018 合之組態；以該符合之組態校準該超音波成像探針；以及 在該校準步驟之後，以該超音波成像探針產生該病人之超 音波影像。 【實施方式】 本文中一些實施例提供用於設計、建立及使用超音波 探針之系統及方法，該超音波探針具有超音波換能器之連 續陣列，該超音波換能器可具有實質上二或三維之連續凹 面曲線形狀（即相對於將成像之目標的凹面）。本文中其 他實施例提供用於設計、建立及使用具有其他獨特組態之 超音波成像探針之系統及方法，諸如可調整探針及具可變 組態之探針。 使用校準之多孔徑陣列或以多孔徑成像方法組成之陣 列允許訂製形狀、凹面或甚至將用於超音波成像之可調整 探針。此外，希望獨特形狀之超音波探針解決方案以克服 習知矩形線形、矩陣或電容式微機械超音波換能器或「 CMUT」陣列中之不同缺點，以維持來自延伸定相陣列「 同相」之資訊，及實現所欲成像橫向解析度之位準。 在一些實施例中，超音波成像系統可經組配以允許視 角、束寬度及孔徑尺寸之手動或自動控制。當嘗試成像因 爲氣體、骨頭或其他超音波不透明結構（例如椎骨、關節 、週邊血管、位於胸腔內側之器官等）而模糊之組織時， 此特徵非常有利。基於設於有興趣區域上之定形探針，音 波檢查器可控制目標之視角。一旦選擇所欲視角，音波檢

-12- S 201231018 查器可電子控制孔徑寬度以於所欲深度實現最佳解析度。 在一實施例中’存在一種醫療超音波設備，具有：（ a )電子器件經組配以脈動壓電元件而發送超音波進入人 類（或動物）組織；（b )電子器件經組配以接收產生之 回音信號；（c )電子器件經組配以處理回音信號而形成 影像；及（d )具有接收子孔徑內複數接收元件之探針， 其中接收子孔徑充分小，使得從散射體至每一接收元件之 路徑中聲音變化之速度充分小，而當依據所有路徑上聲音 剖面之一致速度的假設而使用同調平均時避免相位取消。 此外，探針於發送子孔徑內可具有發送元件或複數發送元 件，且至少發送元件之一與接收子孔徑不同。 在其他實施例中，爲增加總孔徑寬度之目的而使發送 元件與接收子孔徑之元件分離，總孔徑寬度決定系統之橫 向解析度而未使接收子孔徑過大，使得相位取消而降級影 像。 在其他實施例中，發送子孔徑可充分小，使得從發送 元件至散射體之路徑中聲音變化之速度充分小，而沿該些 路徑之實際發送時間與假設聲音之恆定額定速度的理論上 時間之間之差異彼此實質上小量改變。在一些實施例中， 實際相對於理論上行進時間中可接受的變化少於超音波脈 衝之一時期。在一些實施例中，成像控制電子器件以單一 音源聲穿透將成像之組織，且束形成及影像處理電子器件 可藉由每一單一音源形成之影像的同調疊加而形成影像。 在其他實施例中，束形成及影像處理電子器件可藉由每一 -13- 201231018 單一音源形成之影像的不同調疊加而形成影像。 成像發送控制電子器件、束形成電子器件及影像處理 電子器件本文中可統稱爲多孔徑超音波成像（或MAUI) 電子器件。 在仍其他實施例中，MAUI電子器件可藉由使用諸如 交叉相關之影像校準以排列影像，接著不同調疊加影像而 形成影像。 在仍其他實施例中，發送孔徑未必小並可包括接收子 孔徑。MAUI電子器件可以單一音源聲穿透將成像之組織 ，並可藉由不同調疊加每一單一音源形成之完整影像而形 成影像。此外，MAUI電子器件可經組配以藉由使用交互 相關以排列影像，接著不同調疊加影像而形成影像。在其 他實施例中，系統控制器可包括處理能力，其中以不同群 組形成之影像可一起平均而以降低之雜訊及人工因素形成 影像。 本文中所說明之提昇可應用於廣泛探針類型，包括例 如普通放射凹面多孔徑探針、腕帶多孔徑探針、手掌多孔 徑探針、及可調整多孔徑探針。 在其他替代實施例中，目前的方面提供用於發送之未 集中音源，發送孔徑可遠寬於接收孔徑並可予以圍繞。 在附加實施例中，當發送脈衝或波來自位於接收元件 之孔徑外部或遠離接收元件之孔徑的元件或元件之陣列時 ，僅一孔徑之接收元件可用於建構影像，而未使用聲音速 度修正以實現同調平均影像。 -14-

S 201231018 儘管本文中參照醫療超音波成像而說明若干實施例， 熟練之技工將認同本文中實施例之特徵及優點亦可以非醫 療超音波成像應用或以超音波之非成像應用實現。 如本文中所使用之用詞「超音波換能器」及「換能器 」可攜帶如熟悉超音波成像技術的本技藝之人士所理解之 其普通含義，並可不侷限於可轉換電信號爲超音波信號及 /或反之亦然之任何單一組件。例如，在一些實施例中， 超音波換能器可包含壓電裝置。在其他實施例中，超音波 換能器可包含電容式微機械超音波換能器（CMUT )。 換能器通常以多個個別換能器元件之陣列組配。如同 本文中所使用，「換能器陣列」或「陣列」用詞一般係指 安裝至共同背板之換能器元件的聚集。該等陣列可具有一 維（1 D )、二維（2 D ) ' 1 . 5 維（1 .5 D )或三維（3 D )。 亦可使用熟悉本技藝之人士所理解之其他維之陣列。換能 器陣列亦可爲CMUT陣列。換能器陣列之元件可爲陣列之 最小分離功能組件。例如，若爲壓電換能器元件之陣列， 每一元件可爲單一壓電晶體或壓電晶體之單一加工部分。 2D陣列可理解爲係指實質上包含超音波換能器元件 之網格的平面結構。該等2D陣列可包括（可以方形、矩 形或任何其他形狀）沿陣列表面以列及行配置之複數個別 元件。通常，藉由將元件區段切割爲壓電晶體而形成2 D 陣列。 如本文中所使用，參照曲線ID、1.5D或2D換能器陣 列係希望說明具有約僅一軸線（例如，矩形陣列之橫軸） -15- 201231018 ® $之曲線表面的超音波換能器陣列。因而 或2D曲線陣列之實施例可說明爲局部圓柱區彳 如本文中所使用，「3 D陣列」或「3 D由 詞可經理解而說明具有約二或更多軸線（例如 之橫軸及縱軸二者）曲率之曲線表面的任何超 陣歹！J « 3 D曲線陣列之元件可相對於三維之所 而予替代。因而，3 D曲線陣列可說明爲具有 面形狀，諸如拋物面或球形表面之區段。在一 3 D陣列用詞係指除了加工壓電陣列以外之曲系 列。 如本文中所使用，「發送元件」及「接收 可表示如熟悉超音波成像技術的本技藝之人士 普通含義。「發送元件」用詞可不侷限於超音 件’其至少瞬間執行其中電信號被轉換爲超音 送功能。類似地，「接收元件」用詞可不侷限 能器元件，其至少瞬間執行其中碰撞元件之超 轉換爲電信號之接收功能。超音波傳輸進入媒 亦可稱爲「聲穿透」。反射超音波之目標或結 反射器」或「散射體」。 如本文中所使用，「孔徑」用詞係指槪念 ’經此可發送及/或接收超音波信號。在實際 徑簡單地爲換能器元件之群組，其係藉由成像 件統合管理爲共同群組。例如，在一些實施例 與鄰近孔徑之元件實體不同之元件的實體分組 ，1 D、1 . 5D 線陣列」用 ，矩形陣列 音波換能器 有鄰近元件 3維二次表 些狀況下， | CMUT 陣 元件」用詞 所理解之其 波換能器元 波信號之發 於超音波換 音波信號被 介於本文中 構可稱爲「 上「開口」 應用時，孔 控制電子器 中孔徑可爲 。然而，鄰 -16-

S 201231018 近孔徑未必實體不同。 應注意的是本文中使用 徑」、及/或「發送孔徑」 件群組、或甚至共同外罩內 體觀點或孔徑之所欲發送或 該等發送及接收孔徑可創造 件。在其他實施例中，任何 視需要而動態地透過電子手 孔徑超音波成像系統可使用 合。 如本文中所使用，「總 之總累積尺寸。換言之，「 定成像循環之發送及/或接 器元件之間之最大距離所定 孔徑係由劃定爲用於特定循 量之子孔徑組成。在單一孔 、子孔徑、發送孔徑、及接 多孔徑成像配置之狀況下， 接收孔徑之尺寸的總和。 在一些實施例中，二孔 在仍其他實施例中，二孔徑 得至少一元件充當部分二不 數量及孔徑之實體尺寸可針 動態地定義。以下將討論用 之「接收孔徑」、「聲穿透孔 係表示個別元件、陣列內之元 之整個陣列，其執行從所欲實 接收功能。在一些實施例中， 爲具專業功能性之實體不同組 數量之發送及/或接收孔徑可 段定義。在其他實施例中，多 專業功能及動態功能孔徑之組 孔徑」用詞係指所有成像孔徑 總孔徑」用詞係指藉由用於特 收元件的任何組合之最遠換能 義之一或更多尺寸。因而，總 環之發送或接收孔徑的任何數 徑成像配置之狀況下，總孔徑 收孔徑將均具有相同尺寸。在 總孔徑之尺寸包括所有發送及 徑在連續陣列上可彼此鄰近。 在連續陣列上可彼此重疊，使 同孔徑。元件之位置、功能、 對特定應用需要而以任何方式 於特定應用之該些參數的限制 -17- 201231018 及/或該限制對熟練之技術人士來說將是清楚的》 多孔徑超音波成像技術可從超音波發送及接收功能之 實體及邏輯分離而實質上得益。在一些實施例中，該等系 統亦可從與發送孔徑實體分隔之二或更多不同接收孔徑實 質上同步接收回音之能力而實質上得益。藉由使用位於不 同掃描平面上之一或更多接收孔徑而非發送孔徑之元件可 實現進一步得益。 本文中所說明之元件及陣列亦可爲多功能。即，換能 器元件或陣列於一情況下指定爲發送器並不排除於下一情 況下立即重新指定爲接收器。再者，本文中控制系統之實 施例包括依據使用者輸入、預設掃描或解析度標準、或其 他自動決定之標準而電子式進行該等指定之能力。 在一些實施例中，於接收孔徑檢測之每一回音可分別 儲存於成像電子器件內揮發性或非揮發性記憶體中。若於 接收孔徑檢測之回音針對來自聲穿透孔徑之每一脈衝而分 別儲存，可從盡可能僅藉由一元件所接收之資訊形成整個 二維影像。藉由從相同聲穿透脈衝組收集資料之附加接收 孔徑可形成影像之附加副本。最後，可實質上同步從一或 更多孔徑創造多個影像並組合以實現全面2D或3 D影像 〇 先前已於申請人之上述習知美國專利申請案中介紹多 孔徑超音波成像（MAUI )方法及系統。該些申請案說明 包括將每一個別接收元件視爲可形成完整2D影像之獨立 孔徑之實施例的多孔徑成像技術及系統。許多該等接收孔

-18- S 201231018 徑可形成許多相同2D影像之重建，但具不同 及不同雜訊組件。該些影像之組合於橫向解析 斑雜訊二方面提供所有影像之大幅提昇。 如申請人先前申請案中之討論，爲使來自多 徑之影像相干組合，必須以所欲準確程度知悉相 元件之每一元件的相對聲響位置（或相對於探針 他固定座標系統）。傳統上，典型地假設換能器 置相應於形成元件之結構的幾何中心。例如，在 ’在習知1 D定相陣列探針之狀況下，元件之機 藉由晶體晶圓1 1 0內側的切割尺寸決定。聲響中 設在定形晶體路線結構之中心（例如，圖6B中 中段向下之拋物線通道1 2 0 )。 然而，換能器元件之聲響位置未必確實相應 或機械位置。因此，在一些實施例中，如申請人 案中所說明，陣列中每一元件之真實聲響位置可 系統決定及處理。 可藉由使用凹面曲線超音波換能器陣列處理 像而實現實質上成像及實際使用優點。在一些實 如圖6中所示，凹面換能器陣列可具有相對大半 在其他實施例中，如圖7中所示，凹面換能器陣 相對小半徑曲率。在一些實施例中，如同所示該 率可爲實質上連續，或可藉由連接複數線性段而 凹面結構。基於充足校準，事實上可形成及利用 形狀。 擴展函數 及減少散 個接收孔 對於發送 之一曲苴 元件之位 圖 6B中 械位置可 心一般假 順著元件 於其幾何 先前申請 藉由校準 多孔徑成 施例中， 徑曲率。 列可具有 等凹面曲 形成類似 任何陣列 -19- 201231018 儘管參照單一連續換能器陣列說明下列實施例，熟練 之技工將認同藉由使用複數不同換能器陣列’每一可具有 所欲平面或曲線形狀’可實現相同基本結構、特徵及優點 。因而，將理解的是任何數量之元件或陣列方塊可用於使 用本文中所說明之系統及方法的多孔徑探針中。 如以下更詳細討論，在一些實施例中’凹面超音波成 像探針可用於組合具有大量獨特調整及控制參數之成像控 制電子器件。例如，藉由提供與適合控制電子器件組合之 實質上連續凹面曲線換能器陣列，發送及/或接收孔徑之 實體位置可動態地改變而未移動探針。此外，分派至發送 及/或接收孔徑之元件的尺寸及數量可動態地改變。該等 調整允許操作者針對廣泛的使用變化及病人生理學調適系 統。 圖1描繪經組配而配合至少一超音波成像陣列使用之 多孔徑超音波成像系統控制面板，以及經組配而以該陣列 驅動及控制超音波成像之控制系統的實施例。控制系統在 本文中可稱爲MAUI電子器件，並可包括如電腦處理器、 記憶體、脈衝產生器、經組配以控制任何附屬超音波陣列 之軟體的特徵。在遍及本申請案中描繪MAUI電子器件， 且應理解本文中所描繪之超音波陣列的不同實施例可各藉 由MAUI電子器件驅動及控制。在—些實施例中，MAUI 控制面板可包括孔徑控制，諸如孔徑視角控制4 1 0及孔徑 寬度控制4 2 0。M A U I控制面板亦可包括元件控制4 3 〇及 440 ’經組配以分別調整用於每一發送孔徑及每—接收孔

-20- S 430 ' 201231018 徑之元件數量。在一些實施例中，控制4 1 0、4 2 0、 440可包括按鈕、旋鈕、渦輪、軌跡球、觸摸板、 或任何其他適合人類介面裝置。 圖2描繪單一多孔徑超音波成像循環期間超音 器元件之凹面曲線陣列之一實施例。在此描繪中， 送孔徑ΊΊ中一或更多元件發送能量進入媒介。發 成可利用定相陣列或爲簡單音源。在任一狀況下， 有至少一反射器1 70之有興趣區域發送能量。接收 件R!可藉由MAUI電子器件140電子劃定而針對 循環收集資料。 依據定義每一元件位置之校準之聲響位置資料 韌體或硬體計算此擷取時期距發送孔徑h之元件的 所有接收元件之個別距離。此允許來自接收孔徑R 料一收到便立即即時集合至對齊影像中。不需影像 後處理並可省略。 習知定相陣列探針之單一孔徑的尺寸（例如寬 因此解析度可藉由換能器與有興趣之器官之間之組 音的速度變化而嚴格限制。儘管遍及身體之不同軟 聲音速度可+/-10%改變，通常假設換能器與有興趣 之間之路徑中聲音速度是恆定的。此假設對於使用 器陣列（例如，用於發送及接收之單一陣列）之系 換能器陣列是有效的。然而，隨著探針之總孔徑因 波脈衝通過更多組織及可能多種組織類型而變寬， 恆定速度的假設打破。在換能器陣列之長度下，組 滑動器 波換能 顯示發 送束形 朝向具 孔徑元 此發送 ，可以 丨Ri中 .1之資 複合或 度）及 織中聲 組織中 之器官 一換能 統中窄 爲超音 聲音之 織多樣 -21 - 201231018 性可影響發送及接收功能。 當諸如圖2中反射器170之反射器被來自發送元件群 組之集中脈衝或來自單一發送元件之音源聲穿透時，反射 器170將回音反射回劃定之接收孔徑的所有元件。若 從反射器170至R,中每一接收器元件之路徑中聲音速度 的變化相對於經挑選爲參考之路徑未超過+-1 80度相位轉 移，藉由此接收孔徑中之元件收集之影像的同調疊加可爲 有效的。 同調疊加可爲有效之孔徑1^的最大實體尺寸取決於 病人內之組織變化，且無法預先準確地計算。習知超音波 成像系統典型地設計爲具針對廣泛可能病人、硏究及視角 妥協之孔徑寬度，以避免廣泛預期用途之相位衝突。然而 ，因爲其包括妥協，該等習知探針未必產生最佳影像。當 使用元件群組以產生集中發送束時，相位連貫性同等重要 ，且再次地通常於習知換能器陣列寬度及操作中妥協。 因而，在一些實施例中，可自動或使用諸如圖1中所 示之多孔徑超音波成像系統控制面板控制而手動控制發送 及/或接收孔徑之尺寸（例如，多個劃定之元件方面之寬 度）。調整孔徑尺寸可允許操作者發現針對每一個別病人 之最佳孔徑。在替代實施例中，可藉由規劃控制電子器件 快速嘗試若干陣列尺寸及挑選產生最佳影像敏銳度（例如 清晰度、高頻內容）者，而自動發現最佳孔徑尺寸。因而 ，在一些實施例中，控制面板可包括按鈕或其他控制以啓 動自動孔徑尺寸決定程序。在一些實施例中，該等孔徑尺

-22- S 201231018 寸調整可施加於探針之總孔徑尺寸或應用。另一方面 外，該等孔徑尺寸調整可施加於個別發送或接收孔徑 特定病人或應用之最佳接收孔徑尺寸可電子式決 手動控制。最佳孔徑爲保持最佳信雜比同時仍同相之 尺寸。過寬之孔徑將損失該些品質的一或二項，並降 像。因此在一些實施例中，藉由操縱控制410、420、 及440直至他/她看見影像品質不再進一步提昇爲止 波檢査器可控制圖2中用於每一接收器群組Ri之接 元件群組的尺寸。在其他實施例中，MAUI電子器件 中控制器可經組配以藉由決定最佳信雜比同時仍同相 動選擇用於接收器群組I之接收器元件群組的尺寸。 發送器元件Ή之群組的尺寸取決於是否發送之 係來自於換能器元件群組定相發射形成之集中束，或 來自於僅一個或若干元件之未集中脈衝。在第一狀況 可限制發送孔徑尺寸爲與最佳接收孔徑尺寸之相同尺 在使用未集中音源之實施例中，由於從發送器元件至 1 7 0之反射器的路徑時間變化將僅改變相應於反射器 之點的顯示位置，發送孔徑尺寸要小得多。例如，接 徑中1 80度相位轉移產生之變化導致完整相位取消， 發送路徑的相同變化導致僅半波長度（典型地爲0.2 )之顯示位置錯誤，此典型地爲不被注意之失真。 因而，基於連續參照圖2，在接收之信號的同調 中不需考量沿從發送孔徑τ 1之元件至反射器1 7 0之 的聲音速度。另一方面，接收器群組Ri之孔徑尺寸 或此 〇 定或 孔徑 級影 430 ，音 收器 140 而自 脈衝 同時 下， 寸。 諸如 170 收路 反之 mm 疊加 路徑 可如 -23- 201231018 一些實施例中習知定相陣列一般大（例如約2cm )。但不 同於習知陣列，決定系統之橫向解析度的總孔徑1 90 (例 如圖2實施例中從T!之左側最遠發送元件至Ri之右側最 遠接收元件之最大距離）要大得多。 藉由抵達接收器元件之所有信號的同調平均可形成單 一影像，作爲單一聲穿透音源的結果。從多個音源產生之 該些影像的總和可藉由同調疊加、不同調疊加、或藉由群 組之同調疊加及來自群組之影像之不同調疊加的組合而予 實現。同調疊加（保持疊加前之相位資訊）使解析度最大 ，反之，不同調疊加（使用信號大小而非相位）使登記錯 誤及平均散斑雜訊的影響最小。二模式之一些組合可能最 佳。同調疊加可用於平均從發送元件產生而接近之音源影 像，因此產生發送通過極類似組織層之脈衝。接著可使用 不同調疊加，其中相位取消將是個問題。在因聲音速度變 化之傳輸時間變化的極端情況下，2D影像相關可用於疊 加前之排列音源影像。 藉由分隔發送及接收孔徑而實現之寬孔徑允許與多孔 徑超音波成像（MAUI )相關之較高解析度成像。然而， 寬孔徑並非藉由本身減少超音波成像之另一顯著貶抑者散 斑雜訊。 散斑雜訊型樣與發送源相關。即，於接收束形成期間 ，來自穩態定相陣列或音源發送源之散斑雜訊型樣以恆定 「雪花」出現於顯示影像中，只要探針或成像之組織於成 像期間未顯著翻轉及移動。若探針移動或扭轉，影像上散 -24-

S 201231018 斑雜訊或「雪花」將模糊影像之新部分。因此，從替代發 送孔徑傳輸而於單一接收孔徑收集之資料後續將具有許多 不同散斑雜訊型樣。 在圖2中所描繪之實施例中，於接·收孔徑R 1收集之 資料來自單一發送源T1，因此將具有單——致散斑雜訊型 樣。藉由其本身，今天此即習知超音波之相同限制因素。 然而，藉由於第一影像擷取完成時啓動從圖2A互換位置 T1R及R1R之第二聲穿透，可幾乎立即獲得第二影像。此 第二影像（來自發送源T1R)將具有與第一影像（來自發 送源ΤΊ)不同散斑雜訊型樣。因而，藉由組合此二影像，

器及接收器之角色倒置的能力產生不同雜訊型樣，一旦組 合其將實質上彼此抵銷。此陣列角色顛倒的結果爲更清楚 之超音波影像，同時仍維持與較寬總孔徑1 90相同之高解 析度。 圖2 B展示一實施例，其中凹面曲線多孔徑陣列循環 通過大量有興趣區域170之不同視野。此處理之優點爲獲 得相同目標之連續影像，接著組合該些影像而針對音波檢 查器提供更全面呈現。在此狀況下，MAUI電子器件140 可簡單地循環通過跨越陣列或集體陣列之整個寬度同時維 持固定最大總孔徑寬度之發送及接收孔徑的可編程序列。 在一些實施例中，此類型之陣列可經組配以包括散置 於陣列中之具不同頻率範圍的發送及接收元件。例如，T, 及R!可調整至2 MHz，T2及R2可調整至5 MHz，及T3 -25- 201231018 及R3可調整至1 0 MHz。此技術將進一步減少影像中的散 斑雜訊。 圖2B亦展示稱爲視角控制之多孔徑陣列之一些實施 例的其他獨特特徵。視角可定義爲從T,繪至170及從L 繪至1 70之路線1 80及1 90之間之角度。在一些實施例中 ，MAUI電子器件140可經組配以自動沿陣列移動發送 及接收I孔徑而未改變發送ΤΊ與接收 R!孔徑之間之總 距離。在其他實施例中，發送及接收孔徑可手動移動，諸 如以圖1之視角控制4 1 0。 在一些實施例中，有時可藉由快速改變群組之位置（ 包括切換相對於發送及接收功能之群組的指定）並不同調 疊加產生之影像，而獲得影像的進一步提昇。 設於接近創造阻礙之生理（例如椎骨、肋骨、手腕骨 等）的陣列將無法組合或合成完整影像。基於習知探針， 音波檢查器將於病人的皮膚上實體移動探針，以獲得清楚 的超音波視窗。然而，基於動態多孔徑超音波探針，可調 整探針之視角以針對視野中阻礙予以補償。例如，若藉由 T2及R2創造之視野被骨頭或其他阻礙1 50阻隔，那麼 MAUI電子器件140可自動旋轉視角至1^及1，另一方 面至τ3及R3，直至有興趣區域不模糊爲止。在其他實施 例中，可藉由音波檢查器手動執行此技術。 圖2C描繪多孔徑陣列之一些實施例的其他重要能力 ，本文中稱爲總孔徑尺寸控制。在本實施例中，藉由T , A 及R1A創造之視角提供有興趣區域之無阻礙視野，包括避

-26- S 201231018 免阻礙1 5 0之反射器1 7 0。在此範例中，系統提供具A , a 之總孔徑寬度的多孔徑成像。使用總孔徑尺寸控制，陣列 上總孔徑寬度可向內或向外改變，同時維持固定視角中心 。因而，在一些實施例中，隨著總孔徑尺寸調整，發送及 接收孔徑可以相同比例從固定視角中心向外或向內電子式 移動，以便維持最初視角。 弧度解析度與λ/d成比例，其中λ爲波長度及d爲總 孔徑寬度。總孔徑愈寬，解析度愈高；總孔徑愈小，解析 度愈低。總孔徑寬度可針對選擇之視角改變而獲得最佳可 能解析度。例如，在圖2 C之實施例中，藉由選擇T, b及 R ! B之間之總孔徑寬度，產生A , B之總孔徑寬度，而使總 孔徑寬度最大。 在附加實施例中，如圖3及3 A中所描繪，可針對單 —發送脈衝於多個接收孔徑收集資料。以此方式之資料收 集提供於即時資料收集期間之增加孔徑寬度A,的額外好 處。 在圖3中，總孔徑寬度A!係藉由接收孔徑I及R2 之最外側元件之間之距離決定。在圖3 A中，總孔徑寬度 A !係藉由發送孔徑T !及接收孔徑R2之最外側元件之間之 距離決定。由於多孔徑同步用於接收束形成器中，可即時 達到較高解析度。此能力允許例如冠狀瓣之移動目標上的 精確資料擷取。 然而，不同於僅使用單一接收孔徑之實施例，多個接 收孔徑束形成通常需要聲音速度修正以調適位於沿多個「 -27- 201231018 視線」至有興趣區域（例如’參照圖3及3A，從反射器 1 7+0至R,之第一視線，及從反射器1 70至R2之第二視線 )之不同組織衰減速度。若幾乎同步從不同接收孔徑收集 之資料將同調組合，便應實施此計算。該等聲音速度修正 之技術及方法的實施例係於上述申請者先前專利申請案中 說明。 圖2 - 3A中範例展示使用具於相同掃描平面內對齊之 元件之多孔徑陣列的多孔徑成像之實施例。該等陣列可爲 ID、1.5D、或2D或CMUT凹面曲線陣列。可藉由拼湊使 用該等系統產生之2D切片爲3D體積而建構3D體積。此 爲後處理功能，所以來自1 D多孔徑陣列之資料無法即時 成像3D資料（亦已知爲4D成像）。 1.5D、2D、3D及CMUT換能器陣列之凹面曲線陣列 的實施例具有現在將檢査之更多能力》該等陣列可具有約 —或二或更多軸線之凹面曲率。儘管許多下列實施例係參 照具有約二軸線之曲率的陣列予以說明，可使用具有僅約 一軸線之曲率的換能器陣列施加類似方法。 圖4描繪具有約二正交軸線之曲率之凹面3D換能器 陣列300。在一些實施例中，可使用加工壓電換能器建構 3 D凹面曲線陣列3 0 0。在其他實施例中，可使用諸如圖 6C、7E或8E中所描繪之CMUT換能器建構陣列3 00。陣 列之每一元件所需3D陣列之校準於X軸301、y軸3 02及 z軸303中將具有略爲不同位置。 在一些實施例中，包括元件位置資訊之校準資料可儲

-28- S 201231018 存於每一 MAUI探針內建之校準晶片中，使得其可於處理 期間爲MAUI電子器件所用。在其他實施例中，包括元件 位置資訊之校準資料可儲存於遠端資料庫中，其可藉由探 針內或超音波成像系統內之通訊組件電子式存取。例如， 校準資料可儲存於網際網路可存取資料庫中，其可藉由超 音波成像系統存取。在該等實施例中，探針可包括儲存獨 特識別符之晶片，其可與遠端資料庫中相應校準資料相關 〇 在圖4之描繪中，圖中描述多孔徑資料收集之快照以 建立整個體積310之影像。此處’發送孔徑Tl之元件發 送脈衝進入包括諸如321及322之散射體的體積。建構接 收孔徑R2之元件可以各種形狀集合。此處，元件方塊建 構接收孔徑R2及R3。如上述，只要單一孔徑用於接收， 沿從發送孔徑ΤΊ至反射器321或322之路徑的聲音速度 與接收之信號的同調疊加不相關，然而，當使用多個接收 孔徑Ri及R2時’可進行聲音速度修正以提昇影像品質。 在一些實施例中，對習知定相陣列（例如，約2cm ) 接收孔徑R2之尺寸可盡可能大。但不同於習知陣列，決 定系統之橫解析度的總孔徑340大得多，包含從發送器Ή 至接收器元件R2群組之距離，且若發送器位於探針內（ 或在電子通訊之不同探針中）的其他陣列上，將如整個陣 列300般寬或更寬。位於接收孔徑r2中之元件各收集來 自T!發送脈衝之體積資料。由於針對從單一孔徑之單一 發送脈衝收集之資料不需聲音速度修正，來自R2之每一 -29- 201231018 元件的資料可與預先處理中其他元件同調平均。 聲:音速度修正是否需用於平均提供多個脈衝之體積， 取決於發送孔徑之尺寸（即發送孔徑之最遠元件之間之總 距離）。若發送孔徑夠小使發送元件發送實質上通過相同 類型組織’同調疊加則仍爲可能。若發送孔徑較大，在形 成不同調疊加中可需要聲音速度修正。 若發送孔徑夠大使得發送元件仍進一步遠離，修正可 採取於每一元件接收之回音的不同調疊加之形式，但可藉 由交叉相關或一些調整形式使敏銳度最大，諸如視角、個 別孔徑尺寸及/或總孔徑尺寸之調整，而實現校準。因爲 凹面曲率及寬度，3D凹面陣列可較習知共平面2D陣列機 械式提供有興趣區域之較佳視角。 在一些實施例中，3 D陣列亦可成像不同密度之組織 。圖4描繪第二接收R3孔徑，其可於從發送孔徑m之單 —發送脈衝期間與112同步使用。然而，不同於單一接收 孔徑情況，多個接收孔徑束形成可需要聲音速度修正以調 適位於沿多個「視線」至有興趣區域之不同組織衰減速度 〇 在此狀況下，位於孔徑R3中之元件可從ΤΊ發送脈衝 收集體積資料。再者，由於針對藉由單一接收孔徑R3之 多個元件接收之回音不需聲音速度修正，來自中之每 一元件的資料可於預先處理中與R3之其他元件同調平均 0 R2及R3之體積可儲存於記憶體中，接著可彼此不同 -30-

S 201231018 調平均以創造單一 3D體積。雖然此處僅描繪接收孔徑R2 及R3，可使用任何數量之接收孔徑。在一些實施例中，接 收孔徑可使用整個陣列300作爲總孔徑。使用多個接收孔 徑大幅減少雜訊並增加總孔徑尺寸以提供較高解析度。 如同2D多孔徑成像，3D凹面曲線陣列可使用許多發 送孔徑而可實施3 D多孔徑成像。甚至基於3 D陣列，與 ΤΊ相關之雜訊型樣將具有單——致散斑雜訊型樣。圖4A 展示從多孔徑ΙΊ至TN發送脈衝。在所描繪之狀況下，可 利用替代發送位置，但僅使用單一接收孔徑R2，所以不需 聲音速度修正。於R2收集之資料可針對接收孔徑中每一 元件及後續針對每一發送脈衝同調平均，最後置於記億體 中。一旦所有發送脈衝完成，可不同調組合體積資料。來 自不同發送元件之資料將產生不同雜訊型樣，一旦組合將 彼此抵銷以提供更清楚的3 D超音波影像。 圖4B及4C描繪用於收集資料之2D切片的3D陣列 。在圖4B之狀況下，切片3 20係沿陣列縱軸。在圖4C之 狀況下，切片3 30係沿陣列橫軸。亦可以相對於探針之任 何其他角度獲得2D切片。在一些實施例中，探針可使用 元件之部分路線以創造發送孔徑T,。在一些實施例中，元 件可同相施加能量以將束集中於圖4B中平面320上或圖 4C中平面330上。在該些狀況下，T!之元件可爲窄使得 能量未集中於平面之方向。可選擇夠長之T!中元件之部 分路線的長度以集中平面之寬度。 再次參照圖4B及4C，可少見地使用接收孔徑R2以 -31 - 201231018 針對縱切片3 2 0收集資料。位於孔徑r2中之元件各從Τ ! 發送脈衝收集資料。由於此類型聚集不需聲音速度修正， 來自每一元件之資料可於預先處理中與其他元件同調平均 。後續地，發送器群組Τ,、Τ2、…、ΤΝ可各發射以聲穿 透平面320(或330)，各具不同χ(或ζ)位置。接著如 相對於上述參照圖2及3討論之實施例，基於相同考量， 平面之部分影像可同調或不同調組合。 如以上討論，可調整視角及總孔徑寬度。在一些實施 例中，可以任何所欲方向沿3 D陣列調整視角。 基於3D凹面陣列，亦可提供2D切片角度調整以允 許將成像之2D切片的選擇而不需旋轉探針。2D切片角度 調整可有效地允許2D切片環繞y軸旋轉，以獲得圖4Β與 圖4C之間之任何角度之2D切片。亦可提供類似調整以允 許選擇之2D切片繞X或ζ軸旋轉。 因而，本文中所說明之陣列可提供選擇的巨大彈性範 圍並使2D影像最佳化而完全不需移動探針。因爲凹面曲 率及較大總寬度，3D陣列機械式提供較習知共平面2D陣 列更佳之有興趣區域的視角。 圖4D及4E展示用於3D體積資料之資料收集的3D 曲線陣列之實施例，與2D高解析度切片交替。音波檢查 器可使用包含可選擇2D縱向及軸向參考線之3D顯示器 。當以並排顯示模式時，3D影像可顯示整個體積，且多 孔徑2D影像可針對選擇之參考路線顯示高解析度切片。 此可藉由可於來自體積成像之個別元件的音源發送之間切 -32-

S 201231018 換爲所欲軸線之2D切片資料之定形脈衝發送（縱向或軸 向）的陣列予以實施。2D切片資料接收於單一切片上接 收束形成之集中多孔徑的好處。 以下參照圖5 - 8E說明多孔徑陣列及其獨特換能器外 罩之若干實施例。該些範例代表當使用多孔徑技術時可實 現之超音波探針設計及製造中的一些彈性。下列實施例提 供探針的一些普通種類之範例（例如凹面陣列、3D陣列 、共形及可調整陣列）：然而，因爲陣列組態中的彈性， 多孔徑陣列允許此處未描繪之許多將建構之能想到的探針 〇 圖5描繪具連續凹面曲線換能器陣列之普通放射超音 波探針之一實施例。此探針可根據本文中所說明之任何方 法予以操作。此陣列之曲率半徑可選擇爲充分淺而允許成 像各種身體組織（例如，腹部、骨盆、末梢區域等）。在 一些實施例中，圖5之凹面探針可用於2D成像，諸如圖 5 A中所示之使用1 D陣列的曲線探針。圖5之探針亦可以 使用諸如圖5B中所示之3D壓電陣列或圖5C中所描繪之 CMUT陣列的3D或4D成像模式操作。 在一些實施例中，諸如圖5中所示之凹面陣列可實質 上硬性安裝於探針中。該等陣列可藉由背板508而適當保 持。在一些實施例中，單一柔性連接器505可用於電子式 連接換能器陣列之元件至將連接至超音波成像系統之纜線 。在一些實施例中，凹面陣列探針亦可包括發送同步模組 5〇2及探針移位感測器503。在一些實施例中，當探針用 -33- 201231018 作具主機發送之附加裝置時，發送同步模組502可用於識 別發送脈衝之開始。探針移位感測器5 0 3可爲加速器、陀 螺儀或感測探針之動作的其他動作敏感裝置。 亦可於探針內提供校準晶片5 0 1。在一些實施例中， 校準晶片50 1可儲存說明於探針校準處理期間決定之每— 換能器元件之聲響位置的校準資料。在一些實施例中，校 準晶片5 0 1可包括非揮發性記憶體用於儲存該等校準資料 。校準晶片5 0 1或探針內其他組件亦可包括通訊電子器件 經組配以發送校準資料至超音波成像系統。 圖6爲具有較圖5之探針顯著較小曲率半徑之凹面陣 列之超音波探針的其他實施例。在一些實施例中，圖6之 探針可按尺寸組配而部分環繞關節或四肢。在一些實施例 中’如以上參照圖2B及2C所討論，此陣列之曲率可允許 音波檢查器於骨頭或其他阻礙之後成像結構。類似地，圖 6之探針可用於藉由手動或自動調整發送及/或接收孔徑 之位置及/或尺寸且未移動整個探針，而隔離有興趣之區 域。 在一些實施例中，圖6之凹面陣列探針可用於2D成 像，如同使用諸如圖6B中所示之1 D陣列的曲線探針。探 針亦可使用諸如圖6C中所描繪之3D壓電陣列或諸如圖 6D中所描繪之CMUT陣列，而以3D或4D成像模式操作 。使用本文中所說明之方法，圖6之探針可用於產生四肢 或關節之完整3D斷層攝影顯示，同時音波檢查器將探針 保持於一位置。該等功能性不可能具習知超音波成像陣列 -34-

S 201231018 。相比之下’習知陣列必須環繞關節移動，且從各種視角 拍攝之影像必須合成在一起而3 D呈現。因爲以共平面陣 列及手動動作成像不一致，從習知陣列之斷層攝影3D顯 示典型地非生理上連續。 在一些實施例中，圖6之探針可經建構而實質上類似 於圖5之探針。例如，換能器陣列可硬性安裝至探針及藉 由背板5 08適當保持，並可包括柔性連接器5 05。圖6A 描繪腕帶多孔徑探針之實施例，其可實質上類似於圖6之 探針，指示纜線連接器從探針外罩之側面或底部區段存在 。圖6及6A之實施例亦可包括發送同步模組502、探針 移位感測器5 03、校準晶片5 0 1及本文中所討論之其他特 徵。 圖7描繪普通放射探針之實施例，其經組配以適合置 入音波檢査器之柄。圖7之探針可包括諸如圖5及6中所 示之曲線陣列。圖7之探針具建構及校準凹面超音波換能 器陣列之能力。該等探針可顯著減少音波檢查器上之人體 工學應變。圖7之探針亦可以實質上限制之高度或厚度建 構（例如，如圖7B中所示）。該等降低之厚度可允許音 波檢査器抵達無法移動之病人的後面或下面，而仍實現有 興趣之區域的成像。 在一些實施例中，圖7之探針可包括供右手或左手使 用之可調整手支具。在一些實施例中，手支具可經組配以 相對於探針體旋轉而允許音波檢査器更具彈性。例如，圖 7以縱向方位描繪具手支具之探針，且圖7A及7B顯示探 -35- 201231018 針，其中手支具旋轉至橫向位置。 在一些實施例中，圖7之探針中陣列之曲率半徑可足 夠淺以允許各種身體組織（例如腹部、骨盆、末梢區域等 )成像。圖7之探針可以2D成像，如同使用諸如圖7C中 所示之凹面1 D陣列的曲線探針。圖7之探針亦可以使用 諸如圖7D中所示之3D壓電陣列或諸如圖7E中所示之 CMUT陣列的3D或4D成像模式操作。 圖7F描繪可用於收集圓柱形體積資料之3D壓電或 CMUT陣列之實施例。圖7F之陣列可根據以上參照圖4A -4E討論之方法操作。 在一些實施例中，圖7F之探針可經組配以及/或控 制而充當環狀陣列，其中換能器元件可以同心型樣發射以 提昇成像深度。 如圖7G中所示，諸如圖7 · 7G中所示之探針的實施 例可以實質上類似於以上參照圖5及6討論之探針建構。 例如，圖7探針可包括背板5 08、柔性連接器50 5、發送 同步模組502、探針移位感測器5 03、校準晶片501、及任 何其他適合組件。 圖8描繪具複數可調整超音波陣列之可調整探針之一 實施例，其可經調整以符合各種表面形狀。例如，音波檢 查器可將可調整探針置放環繞有興趣之生理部位，允許陣 列符合結構之形狀。音波檢查器接著可將陣列鎖定符合之 方位。一旦陣列鎖定所欲方位，可使用適合校準系統校準 探針，且探針可用於成像有興趣之生理部位。

-36- S 201231018 圖8描繪陣列調整及鎖定機構之一實施例。可替代使 用許多其他機械調整及鎖定機構。圖8之機構包括風箱 8 1 0經組配以提供正壓力於五可調整陣列8 1 2上，使該些 陣列偏向圖8中所示之方位。每一可調整陣列之靠枕5 (M 可藉由鉸鏈機構820而彼此連接。隨著音波檢查器將壓力 置於探針上以克服風箱之阻力，該些陣列符合圖8A中所 描繪之所欲生理部位之形狀。 此時，音波檢查器可旋轉擰緊手柄83 0以適當鎖定所 有鉸鏈機構。擰緊手柄可經由鉸鏈纜線840而連接至鉸鏈 機構820。如圖8B中所描繪，纜線840可包含外導管850 及內張力線8 60。線.860可附接於樞軸銷870，並經組配 使得當鎖定環8 3 0旋轉時，線860拔出向上，壓縮樞軸銷 8 70及鉸鏈8 20整個鉸鏈長度。當不再需要符合之位置時 ，擰緊手柄可釋放且風箱可將所有陣列推出至完全延伸位 置。 在一些實施例中，可調整探針中每一陣列812可具有 自己的靠枕5 04及柔性連接器5 05。用於可調整陣列之陣 列類型可改變。例如，圖8C描繪具1 D探針之可調整探針 。在一些實施例中，可調整探針可包括不同頻率之換能器 陣列。例如，在一些實施例中，使用較低頻率之陣列可位 於探針之橫向端，及使用較高頻率之陣列可朝向中心。如 圖8D及8E中所示，亦可使用2D或CMUT陣列。在一些 實施例中，可調整探針之每一陣列812可具有平面形狀。 在其他實施例中，每一陣列812可具有具一或二或更多軸 -37- 201231018 線之曲率的凹面形狀。 可調整探針可包括類似於本文中所說明之其他靜態位 置探針之電子組件。例如，可調整探針可包括校準晶片 501、發送同步模組5 02及探針移位感測器503。 諸如圖8中所示之可調整探針可以根據本文中所說明 之任何方法而以2D、3D或4D成像模式操作。 有關定量參數使用之諸如「優化」、「最佳」、「精 確」、「確切」用詞及類似用詞，僅希望顯示可根據一般 工程原理而控制或改變之設計參數。使用該些用詞不希望 暗示或要求其參數或組件係針對最佳可能或理論上性能而 設計。 以上掲露足以使本技藝之一般技術人士體現本發明， 並提供體現發明者所打算呈現之本發明的最佳模式。雖然 本文中提供本發明之較佳實施例的充分及完整揭露，不希 望限制本發明爲所顯示及說明之確切建構、尺寸關係、及 操作。熟悉本技藝之人士將易於發生並可適當利用不同修 改、替代建構、改變及等效作爲，而未偏離本發明之精神 及範圍。該等改變可包括替代材料、組件、結構配置、尺 寸、形狀、形式、功能、操作特徵等。 【圖式簡單說明】 圖1描繪具孔徑視角及孔徑寬度控制之超音波系統控 制面板。 圖2爲凹面曲線換能器陣列之示意圖，其中不同元件

-38- S 201231018 被劃定爲發送及接收孔徑。 圖2A爲凹面曲線換能器陣列之示意圖，其中元件被 設置用於相對於圖2之發送或接收功能互換。 圖2B爲凹面曲線換能器陣列之實施例之示意圖，其 中預先劃定發送及接收孔徑之元件以於快速連續使用相同 尺寸孔徑中彼此聲穿透。 圖2C爲凹面曲線換能器陣列之實施例之示意圖，展 示發送及接收孔徑如何可擴大環繞所欲視角以實現目標區 域之較大解析度。 圖3爲凹面曲線換能器陣列之實施例之示意圖，描繪 藉由單一劃定之發送孔徑發送並藉由多個劃定之接收孔徑 接收之脈衝。 圖3 A爲凹面曲線換能器陣列之實施例之示意圖’其 中可電子控制發送孔徑及多個接收孔徑而於不同位置操作 〇 圖4爲具二正交方向曲率之凹面曲線矩陣之實施例之 示意圖，亦稱爲三維（3 D )陣列。3 D陣列中每一元件係 相對於所有X、y、及z軸中鄰近元件予以替代。在此描繪 中，劃定發送孔徑之元件以聲穿透媒介。爲了展示如何收 集體積資料之目的而描繪媒介中多個目標。描繪多個接收 孔徑以展示如何同步收集資料而可包括時序調整及聲音之 組織速度調整。 圖4A示意地描繪3D陣列之實施例。爲展示於一或 更多接收孔徑R2及/或R3上接收發送脈衝之目的’而顯 -39- 201231018 示多個發送孔徑Τ|至ΤΝ。爲展示如何可收集資料之目的 而顯示單一目標。 圖4B示意地描繪用於針對沿X軸之2D縱切片收集資 料之3 D陣列之實施例。在此情況下，橫軸z中一排元件 用於形成發送孔徑T可藉由位於接收孔徑r2中之元件 而收集沿縱切片之資料。可沿縱切片之長度使、用識別爲T! 至T5之多個發送孔徑以協助隨時間之資料收集。顯示可 用於收集相同橫切片之同步資料或不同縱切片之不同資料 的其他接收孔徑R3。 圖4C示意地描繪用於收集沿z軸之2D橫切片之資料 的3 D陣列之實施例。在此情況下，縱軸x中之一排元件 用於形成發送孔徑T!。可藉由位於接收孔徑R2中之元件 而收集沿橫切片之資料。顯示可沿縱切片之長度用以協助 隨時間之資料收集的多個發送孔徑"^至T5。顯示可用於 收集相同橫切片之同步資料或不同橫切片之不同資料的其 他接收孔徑R3 » 圖4D描繪資料體積，其具該體積內強調之資料的2D 縱切片。其描繪近即時交換體積3D/4D成像與較高解析度 2D成像之多孔徑成像的能力，而允許於顯示器上同步呈 現。 圖4E描繪資料體積，其具該體積內強調之資料的2D 縱切片。其描繪近即時交換體積3D/4D成像與較高解析度 2D成像之多孔徑成像的能力，而允許於顯示器上同步呈 現》 -40-

S 201231018 圖5爲示意圖，顯示透過具相對大半徑曲率之組織的 媒介（例如腹部、骨盆等）之凹面曲線探針。 圖5A爲諸如圖5中所示之探針中曲線陣列（例如， ID、1 .5D或2D )之實施例之底視圖。 圖5 B爲諸如圖5中所示之探針中矩陣陣列（例如， 2D或3D)之實施例之底視圖。 圖5C爲諸如圖5中所示之探針中CMUT陣列之實施 例之底視圖。 圖6爲示意圖，顯示透過具相對小半徑曲率之組織的 媒介（例如臂、腿、頸、手腕、踩等）之凹面曲線探針之 實施例。 圖6A爲類似於圖6之凹面曲線陣列之實施例之示意 圖，但係在具柔性連接之探針外罩中，該柔性連接允許於 探針外罩側面製造之纜線連接。 圖6 B爲諸如圖6及6 A中所示之探針中曲線陣列（例 如，1 D、1 . 5 D或2 D )之實施例之底視圖。 圖6 C爲諸如圖6及6 A中所示之探針中曲線矩陣（例 如，2 D或3 D )陣列之實施例之底視圖。 圖6D爲諸如圖6及6A中所示之探針中CMUT陣列 之實施例之底視圖。 圖7爲具與陣列之縱軸對齊之可調整柄的圖6A之探 針之實施例的凹面換能器外罩之平面圖。 圖7A爲具與陣列之橫軸對齊之可調整柄的圖6A之 探針之實施例的凹面換能器外罩之平面圖。 -41 - 201231018 圖7B爲側示意圖，顯示透過具相對大半徑曲率之組 織的媒介（例如腹部、骨盆等）之圖7A之凹面曲線探針 〇 圖7C爲可與圖7A - 7B中所描繪之探針式樣一起使 用之曲線陣列（例如，ID ' 1 .5D或2D )之底視圖。 圖7D爲可與圖7A - 7B中所描繪之探針式樣一起使 用之矩陣陣列（例如，2D或3 D )之底視圖。 圖7E爲可與圖7A - 7B中所描繪之探針式樣一起使 用之CMUT陣列之底視圖。 圖7F爲諸如用於圖7A - 7B中所示之探針以橢圓形 圖案配置之凹面曲線換能器陣列（例如，3D或CMUT )之 底視圖。 圖7G爲識別圖7H之剖面線之凹面陣列探針外罩之 平面圖。 圖7H爲沿線A-B之圖7G之凹面陣列探針外罩之截 面圖。本實施例描繪探針之右側或底部之柔性連接器及纜 線連接。校準晶片、同步模組、探針位置移位感測器亦顯 示於探針柄中。 圖8顯示可調整超音波探針之實施例。此可調整探針 版本具有五陣列，各具有相關柔性連接器。校準晶片、同 步模組、探針位置移位感測器亦顯示於探針柄中。 圖8A顯示訂製輪廓配置中採用之圖8之探針的五陣 列以匹配所欲生理學。 圖8 B爲圖8之探針之二陣列之側視圖，顯示陣列與 •42-

S 201231018 張力纜線之間之可調整鉸鏈之實施例細節。顯示可調整鉸 鏈係連接至每一陣列之襯板。 圖8 C爲底視圖 '描繪諸如圖8中所不之探針中個別 陣列（例如，1 D或1. 5D )之實施例。 圖8 D爲底視圖，描繪諸如圖8中所示之探針中如矩 陣陣列之個別陣列（例如，2D )之實施例。 圖8E爲底視圖，描繪諸如圖8中所示之探針中如 CMUT陣列之個別陣列之實施例。 【主要元件符號說明】 1 1 〇 :晶體晶圓 120 :拋物線通道 1 40 :多孔徑超音波成像電子器件 1 5 0 :阻礙 170 、 321 、 322 :反射器 1 8 0 :路線 1 9 0、3 4 0 :總孔徑

3 00 ' 8 12：陣歹[J 301 : X 軸 302 : y 軸 303 ： z 軸 310 :體積 320、 330 ：切片 4 1 〇 :孔徑視角控制 -43- 201231018 420 :孔徑寬度控制 4 3 0、4 4 0 :元件控制 5 0 1 :校準晶片 5 02 :發送同步模組 5 03 :探針移位感測器 504 :靠枕 5 0 5 :柔性連接器 5 0 8 :背板 8 1 0 :風箱 820 :鉸鏈機構 8 3 0 :擰緊手柄 8 4 0 :鉸鏈纜線 8 5 0 :外導管 8 6 0 :內張力線 8 7 0 :樞軸銷 、R2、R3 :接收孔徑 ΤΊ-ΤΝ :發送孔徑 -44-

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Claims (1)

1. 201231018 七、申請專利範圍： 1 _ 一種超音波成像系統，包含： 超音波換能器陣列，該超音波換能器陣列具有約至少 一軸線之凹面曲率； 該超音波換能器陣列中的第一發送孔徑，經組配而以 超音波能量聲穿透散射體； 該超音波換能器陣列中的第一接收孔徑，經組配而從 該散射體接收超音波回音’該第一接收孔徑經設置遠離該 第一發送孔徑；以及 與該超音波換能器陣列電子通訊之控制系統，該控制 系統經組配以存取說明該第一發送孔徑及該第一接收孔徑 之位置及方位之校準資料，該控制系統經組配而以藉由該 第一接收孔徑接收之該回音形成超音波影像。 2.如申請專利範圍第1項之系統，進一步包含： 該超音波換能器陣列中的第二接收孔徑，經組配而從 該散射體接收回音，該第二接收孔徑經設置遠離該第一發 送孔徑及該第一接收孔徑； 其中，該控制系統經組配以存取說明該第二接收孔徑 之位置及方位之校準資料，及其中，該控制系統經組配而 以藉由該第一接收孔徑及該第二接收孔徑接收之該回音形 成超音波影像。 3 .如申請專利範圍第1項之系統，其中，該超音波換 能器陣列具有約至少二軸線之凹面曲率。 4 ·如申請專利範圍第1項之系統，其中，該校準資料 -45- 201231018 係儲存於該控制系統中。 5.如申請專利範圍第1項之系統，其中，該校準資料 係從該控制系統遠程儲存》 6 ·如申請專利範圍第1項之系統，其中，該校準資料 係儲存於連同該陣列覆蓋在探針外罩內之晶片中。 7. —種超音波成像之方法，包含： 以具有約至少一軸線之凹面曲率之超音波換能器陣列 上之發送孔徑朝散射體發送超音波能量； · 以該超音波換能器陣列上之第一接收孔徑從該散射體 接收超音波回音； 獲得包含該第一發送孔徑及該第一接收孔徑中的超音 波換能器之位置及方位之校準資料；以及 以藉由該第一接收孔徑接收之該超音波回音形成超音 波影像。 8. 如申請專利範圍第7項之方法，進一步包含： 以該超音波換能器陣列上之第二接收孔徑從該散射體 接收超音波回音； 獲得包含該第二接收孔徑中的超音波換能器之位置及 方位之校準資料；以及 以藉由該第一接收孔徑及該第二接收孔徑接收之該超 音波回音形成超音波影像。 9. 一種超音波成像系統，包含： 超音波換能器陣列； 該超音波換能器陣列中的第一發送孔徑，經組配而以 -46 - S 201231018 超音波能量聲穿透散射體； 該超音波換能器陣列中的第一接收孔徑，經組配而·從 該散射體接收超音波回音，該第一接收孔徑經設置遠離該 第一發送孔徑； 該超音波換能器陣列中的第二接收孔徑，經組配而從 該散射體接收超音波回音，該第二接收孔徑經設置遠離該 第一發送孔徑及該第一接收孔徑；以及 與該超音波換能器陣列電子通訊之控制系統，該控制 系統經組配以藉由將以該第一接收孔徑接收之回音切換爲 以該第二接收孔徑接收之回音，而改變該系統之總孔徑尺 寸。 1 〇.如申請專利範圍第9項之系統，其中，該控制系 統經組配以存取說明該第一發送孔徑、該第一接收孔徑、 及該第二接收孔徑之位置及方位之校準資料，其中，該控 制系統經組配而以藉由該第一接收孔徑及該第二接收孔徑 接收之該回音形成超音波影像。 Π ·如申請專利範圍第9項之系統，其中，該控制系 統經組配以於檢測阻礙中自動改變該總孔徑尺寸。 12.—種超音波成像系統，包含： 超音波換能器陣列； 該超音波換能器陣列中的第一發送孔徑，經組配而以 超音波能量聲穿透散射體； 該超音波換能器陣列中的第二發送孔徑，經組配而以 超音波能量聲穿透散射體； -47- 201231018 該超音波換能器陣列中的第一接收孔徑，經組配而從 該散射體接收超音波回音，該第一接收孔徑經設置遠離該 第一發送孔徑： 該超音波換能器陣列中的第二接收孔徑，經組配而從 該散射體接收超音波回音，該第二接收孔徑經設置遠離該 第一發送孔徑及該第一接收孔徑；以及 與該超音波換能器陣列電子通訊之控制系統，該控制 系統經組配以藉由將以該第一發送孔徑發送之超音波能量 切換爲以該第二發送孔徑發送之超音波能量，及將以該第 一接收孔徑接收之回音切換爲以該第二接收孔徑接收之回 音，而改變該系統之孔徑視角，其中，該第一發送孔徑與 該第一接收孔徑之間之發送/接收角度約與該第二發送孔 徑與該第二接收孔徑之間之發送/接收角度相同。 1 3 .如申請專利範圍第1 2項之系統，其中，該控制系 統經組配以存取說明該第一發送孔徑、該第一接收孔徑、 及該第二接收孔徑之位置及方位之校準資料，其中，該控 制系統經組配而以藉由該第一接收孔徑及該第二接收孔徑 接收之該回音形成超音波影像。 1 4 .如申請專利範圍第1 2項之系統，其中，該控制系 統經組配以於檢測阻礙中自動改變該孔徑視角。 15.—種超音波成像之方法，包含： 以具有約至少一軸線之凹面曲率之超音波換能器陣列 上之第一發送孔徑朝散射體發送超音波能量； 以該超音波換能器陣列上之第一接收孔徑從該散射體 -48 - S 201231018 接收超音波回音； 檢測該散射體與該第一接收孔徑之間之阻礙；以及 在檢測該阻礙之後，以該超音波換能器陣列上之第二 接收孔徑從該散射體接收超音波回音。 1 6 .如申請專利範圍第1 5項之方法，其中，該檢測步 驟係藉由音波檢查器執行。 1 7 .如申請專利範圍第1 5項之方法，其中，該檢測步 驟係藉由控制系統自動執行。 1 8 .如申請專利範圍第1 5項之方法，其中，該換能器 陣列具有約至少二軸線之凹面曲率。 1 9.如申請專利範圍第〗5項之方法，其中，該檢測步 驟之後進一步包含： 在檢測該阻礙之後，以該超音波換能器陣列上之該第 二接收孔徑從該散射體接收超音波回音，其中，該阻礙不 是位於該散射體與該第二接收孔徑之間。 20.—種超音波成像之方法，包含： 以具有約至少一軸線之凹面曲率之超音波換能器陣列 上之第一發送孔徑朝散射體發送超音波能量： 以該超音波換能器陣列上之第一接收孔徑從該散射體 接收超音波回音； 檢測該散射體與該第一發送孔徑之間之阻礙；以及 在檢測該阻礙之後，以該超音波換能器陣列上之第二 發送孔徑朝該散射體發送超音波能量。 2 1 .如申請專利範圍第20項之方法，其中，該檢測步 -49- 201231018 驟係藉由音波檢査器執行。 2 2.如申請專利範圍第20項之方法，其中，該檢測步 驟係藉由控制系統自動執行。 23. 如申請專利範圍第20項之方法，其中，該換能器 陣列具有約至少二軸線之凹面曲率。 24. —種超音波成像裝置，包含； 探針外罩； 配置於該探針外罩附近之至少二超音波換能器陣列； 以及 至少一鉸鏈機構，經組配以耦合每一該超音波換能器 陣列至該探針.外罩，該鉸鏈機構經組配以允許該超音波換 能器陣列之位置或方位調整以便符合所關注之生理學。 2 5 .如申請專利範圍第2 4項之裝置，進一步包含鎖定 機構，經組配以鎖定該鉸鏈機構。 26.—種超音波成像之方法，包含： 置放具有至少二超音波陣列之超音波成像探針接觸病 人； 允許每一該超音波陣列個別符合該病人之生理學； 鎖定該超音波陣列爲符合之組態； 以該符合之組態校準該超音波成像探針；以及 在該校準步驟之後’以該超音波成像探針產生該病人 之超音波影像》 -50- S