CN101690677B - 聚焦超声治疗组合阵元相控阵及多焦点剪切波成像系统 - Google Patents

Abstract

本发明属于生物医学仪器技术领域，涉及一种聚焦超声非侵入性外科手术治疗的聚焦超声治疗组合阵元相控阵及多焦点剪切波成像系统，具体公开了一种组合阵元相控阵换能器，应用于多焦点聚焦超声治疗和辐射力成像激励；以及采用该组合阵元相控阵换能器的多焦点平面剪切波成像系统。组合阵元相控阵换能器中，组合阵元是2×2或3×3基阵阵元以球面矩形形式分行紧凑布置而成，每个组合阵元中的所有基阵阵元在电气上并联，共用一个功率驱动通道；相邻组合阵元的中心至少在一个方向上相互错开一个基阵阵元距离，每一组合阵元对应一个功率驱动通道的相位和幅值，可以显著扩大焦点扫描区域。

Description

聚焦超声治疗组合阵元相控阵及多焦点剪切波成像系统

技术领域

本发明属于生物医学仪器技术领域，涉及一种聚焦超声非侵入性外科手术治疗的设备，具体涉及一种组合阵元相控阵换能器，应用于多焦点聚焦超声治疗和辐射力成像激励；以及采用该组合阵元相控阵换能器的多焦点平面剪切波成像系统。

背景技术

聚焦超声手术(Focused ultrasound surgery，FUS)是将超声能量聚焦在人体深部目标组织，以达到精确选定热损伤目标组织而丝毫不伤害临近正常组织的治疗方式，目前主要应用于肿瘤的非侵入性治疗。聚焦超声手术属于治疗超声(Therapeutic ultrasound)的高能量治疗，治疗超声中较低能量的治疗，如骨修复、超声波导入(Sonophoresis)、声致穿孔(Sonoporation)和基因治疗(Gene therapy)等的聚焦治疗和生物效应也是目前的国际前沿研究。

在聚焦超声治疗的研究中，相控阵换能器作为治疗的主要技术手段已得到基本认可。相控阵比起单阵元有诸多优势，如：(a)相控阵不仅能达到单阵元的焦点声强，更重要的是它具有电子控制焦点扫描；(b)相控阵适合灵活、多变的单焦点治疗，以及同时多点的聚焦模式同单阵元单焦点相比可增大单次治疗的聚焦区体积，大大减少治疗时间，加快了聚焦超声手术的治疗速度；(c)相控阵可采用子阵方式有效避开一些声传播障碍物进行无创治疗，如避开肋骨的治疗等；(d)相控阵可以校正由于超声穿越颅骨时带来的焦点偏移和栅瓣。

为了获得大的声强增益，一般采用具有几何焦区的球冠(凹球面)作为相控阵治疗换能器的外形，阵元排布在球面上；阵元的形式有环形、圆形、矩形和扇蜗形等形式。发明人Umemura、发明名称为“Ultrasonic irradiationsystem”的美国专利US4,865,042较早于1989年披露了球冠相控阵换能器，也就是球面环形相控阵和球面扇蜗形相控阵；其控制驱动方式能够产生焦平面上环形对称分布的多焦点，而驱动方法只做相位控制，即相角调制，而各阵元的幅度保持一样。

在相控阵聚焦方法方面有以色列InSightec-TxSonics.Ltd.公司申请的专利名称为“System and method for creating longer necrosed volumes using a phasedarray focused ultrasound”的美国专利US 6,613,004B1以及专利名称为“利用相控阵聚焦超声系统增加坏死体积的系统和方法”的相应的中国发明专利01813606.0，其中采用了全阵等幅和变迹的聚焦方式交替工作，增大了相控阵聚焦超声手术中组织损伤的治疗体积，克服了仅用变迹所生成的组织损伤体积易造成焦前区过热的现象。以色列InSightec-TxSonics.Ltd.公司的专利名称是“减少相控阵聚焦系统中次热点的系统和方法”的另一中国发明专利01808265.3，以及专利名称是“Systems and methods for controlling a phasedarray focused ultrasound system”的美国专利US 6,506,171B1和专利名称是“用于控制相控阵聚焦超声系统的系统方法”的相应的中国发明专利01819664.0，披露了在聚焦超声发射时周期性地变动发射频率，实际上是增加驱动信号的带宽，来有效地抑制聚焦超声相控阵所产生的次焦点；还披露了在系统幅度和相位控制上采用数字电位器和数字合成法产生的正弦波矢量作为相控阵的驱动信号的方法。

国内相控阵的发明专利情况为：上海交通大学申请的发明专利2007100451792、专利名称为“相控阵聚焦超声多模式热场形成方法”和发明专利ZL200610023637.8、专利名称为“相控阵聚焦超声的大焦域形成方法”；两发明专利中披露了采用圆形108阵元安装于球冠面的相控阵，工作方式采用旋转交替焦点方式来均匀加热和增加热场治疗体积，焦点的控制是采用矩阵伪逆和热场代价函数优化的。陈亚珠等2006年公开的发明专利，申请号2005101111028.3“加热深部肿瘤病灶的大焦域相控聚焦系统”中披露相控阵系统通道相位和幅度控制方法和系统构造。中国科学院申请的发明专利200610114747.5，专利名称为“一种相控聚焦超声波源装置”中披露了采用圆形阵元安装于球冠中的相控阵阵元结构。西安交通大学的发明专利ZL200610096069.x、专利名称为“球面相控阵聚焦超声换能器的声场焦点模式驱动控制方法”，其中披露了常规的球面换能器阵元中心对齐的矩形阵元分布方式，还披露了球面矩形阵元的声场计算并结合多焦点的遗传算法优化的模式控制方法进行3维多焦点的控制；另一发明专利ZL200610096068.5、专利名称为“上百阵元复合材料球面相控阵高强度聚焦超声治疗系统”，其中披露了适合驱动大于100阵元的分层分布结构的各对应阵元通道相位和幅度独立控制的系统构架和B超图像引导的治疗系统组成；该系统可实施相控阵的各3维焦点模式的控制和手术过程的引导及治疗规划等。

目前，治疗换能器的探头尺寸一般较大，直径约在3-20cm之间，为的是获得大的声强增益；然而对相控阵换能器理论上要完全不产生栅瓣，则阵元中心间距(或阵元尺寸)要等于或小于半个超声波波长。由此推得对于大增益的治疗换能器，就会要求阵元数大于10000，因而随之而来的驱动通道数也应大于10000。对现有技术做上万阵元相控阵在技术上是可行的，但要上万通道的驱动控制会开销太大且过于复杂，是不可行的。一般治疗相控阵换能器的阵元尺寸都大于1个波长，矩形阵元尺寸约几个波长，因此，焦点扫描仅在几何焦点的一个较小区域内不会产生栅瓣，并且声强符合治疗要求，我们把这个区域叫做焦点扫描区域(或叫焦区)。对于相同直径参数的换能器，阵元尺寸越小则焦点扫描区域越大。对当前的高强度聚焦超声(HIFU)治疗和低强度聚焦超声治疗应用需求来说，希望有大的焦点扫描区、尽量少的驱动通道数，这样可得到焦点电子扫描更大的三维区域而无需附加机械扫描装置。而常规的阵元中心对齐的换能器焦点扫描区域就有限。

发明内容

本发明的一个目的就是提供一种组合阵元相控阵换能器，在不改变常规相控阵换能器驱动通道数的情况下，通过新的组合阵元分布和相关驱动方式实现显著扩大焦点扫描区体积，以克服现有常规阵元中心对齐的换能器的焦点扫描区有限的不足。

本发明的另一个目的就是提供一种多焦点平面剪切波成像系统，将组合阵元相控阵换能器扩大焦点扫描区体积的特性应用于新的弹性成像中的声辐射力激励成像方式中。

为了达到上述目的，本发明采用以下技术方案予以实现。

(1)一种组合阵元相控阵换能器，应用于多焦点聚焦超声治疗和辐射力成像激励，其特征在于：组合阵元是2×2或3×3基阵阵元以球面矩形形式分行紧凑布置而成，每个组合阵元中的所有基阵阵元在电气上并联，共用一个功率驱动通道；相邻组合阵元的中心至少在一个方向上相互错开一个基阵阵元距离，每一组合阵元对应一个功率驱动通道的相位和幅值，在不增加有效工作阵元面积和不增加功率驱动通道的情况下，获得无栅瓣的多焦点分布在比常规相控阵更大的半径圆上，其中常规相控阵在外径112mm时多焦点分布在半径R＝2.7mm的圆上。

技术方案(1)的进一步改进和特点在于：换能器的球面中心有用于安装治疗时进行图像引导监控的B超探头孔；组合阵元对称分布于球面上。这种组合阵元分布与驱动方式在不增加有效工作阵元面积和不增加功率驱动通道的情况下，显著扩大焦点扫描区域；获得比常规相控阵扩大约10倍的无栅瓣焦点扫描区域体积。

对于驱动阵元尺寸大于半波长的相控阵要达到扩展无栅瓣焦点扫描区的目的，可采用阵元中心错开的阵元分布方式，它不仅对球面矩形相控阵适用，而且对其它阵元和曲面的如扇蜗形和圆形等相控阵的分布同样适用，这时错开的方式不是行间，而是圆环间。

(2)一种多焦点平面剪切波成像系统，该系统分为两路：一路是采用技术方案(1)所述组合阵元相控阵换能器的多焦点辐射力剪切波激励子系统，另一路是剪切波B超射频图像获取和剪切波弹性成像子系统；主控计算机控制激励子系统与成像子系统的时序控制，先将激励信号按每个功率驱动通道所需的相位和幅值发送到分层分布控制器，通过控制256通道功率驱动器驱动256组合阵元的各基阵阵元生成沿声轴的多焦点的辐射力剪切波；然后激励子系统与成像子系统按发出的时序控制信号触发剪切波振动的射频数据及图像采集：B超成像探头将辐射力平面剪切波的振动位移通过全数字化B超，再通过射频数据得到剪切波振动的射频序列图像送到主控计算机，然后经过实时处理剪切波振动的射频序列图像得到组织剪切波传播速度C_T、剪切波弹性模量μ和剪切粘性系数μ₂进行成像。

附图说明

下面结合附图和具体实施方式对本发明做进一步详细说明。

图1作为参考，图示为常规球面矩形阵元相控阵治疗换能器的阵元结构原理图，各阵元中心为对齐的排布，换能器外径112mm、中心孔径38mm、方形阵元宽6.9mm、曲率半径125mm、工作频率1.3MHz；

图2是本发明组合阵元球面相控阵阵元排布结构原理图，图示为1284-组合阵元相控阵((a)为主视图，(b)为俯视图，换能器外径112mm、中心孔径38mm、曲率半径125mm、工作频率1.3MHz，612基阵，基阵阵元宽3.4mm)；

图3是本发明组合阵元球面相控阵阵元排布结构原理图，图示为1289-组合阵元相控阵(换能器外径112mm、中心孔径38mm、曲率半径125mm、工作频率1.3MHz，1516基阵，基阵阵元宽2.2mm)；

图4是图1常规球面相控阵在焦点(0，4.2，125)mm处的声强分布图，(a)焦平面声强分布，(b)x-y平面声强等高图，(c)y投影面声强分布；

图5是本发明1284-组合阵元相控阵在焦点(0，9，125)mm处的声强分布图，(a)焦平面声强分布，(b)x-y平面声强等高图，(c)y投影面声强分布；

图6是本发明1289-组合阵元相控阵在焦点(0，9，125)mm处的声强分布图，(a)焦平面声强分布，(b)x-y平面声强等高图，(c)y投影面声强分布；

图7(a)和(b)是图1常规球面相控阵产生的适形“C”形(5焦点)焦点模式的声强分布图，图7(c)和(d)为本发明1284-组合阵元相控阵产生的适形“C”形(7焦点)焦点模式的声强分布比较图；

图8是本发明组合阵元相控阵产生的适形多焦点声强分布，(a)是128-4组合阵元相控阵产生的适形“C”形焦点模式的声强等高图，(b)是2564-组合阵元相控阵产生的适形“C”形焦点模式的声强等高图，(c)是2564-组合阵元相控阵产生的13焦点“S”形焦点模式的声强等高图，(d)是2564-组合阵元相控阵产生的16焦点方形焦点模式的声强等高图；

图9是以本发明组合阵元治疗相控阵激励产生多焦点辐射力平面剪切波，与此同时用全数字化B超获取射频图像并得到剪切图像的系统原理图；

图10是本发明2564-组合阵元相控阵在声轴方向(声传播方向)产生多焦点辐射力激励平面剪切波的声强等高图：(a)声轴方向上两分离焦点、(b)声轴方向上两紧凑焦点、(c)声轴方向上3分离焦点、(d)声轴方向上两对两焦点加强型声强等高图；

图11是本发明图9激励成像系统得到的组织中硬块的剪切弹性模量参数图像。

具体实施方式

一般情况下，如发明专利ZL200510096069.x和ZL200510096068.5采用的阵元分布见图1(我们称为常规阵元分布)，相邻两行的阵元2中心对齐。过于整齐的阵元排布可能是易产生栅瓣的根源之一。对于2维圆形阵元以往有一些办法如随机分布阵元或采取稀疏阵来抑制栅瓣，这样做会增大换能器的声窗面积。本发明专利采用紧凑的阵元分布不会增加声窗面积，具体的思路是采用组合阵元中心不对齐而错开分布的方式，这样的结果可扩大无栅瓣的区域体积。

本发明的具体实施方式(1)见图2，换能器3的外径112mm、中心孔径38mm、曲率半径125mm、工作频率1.3HMz，为了方便对比，图2的这些参数和图1完全一样。图1阵元宽度6.9mm、共128阵元。在图2中先将图1换能器的每一个阵元划分为4个阵元，做成一个612阵元的基阵，基阵阵元宽度3.4mm；然后将相邻的4个阵元(基阵阵元)组合成1个组合阵元，称为4-组合阵元4，即2×2阵元组合阵元，每个组合阵元4的中心用小圆点标出(见图2)；1个组合阵元的4个阵元在电气连接上是并联的由一个通道驱动，也就是1个4-组合阵元由1个通道的相位和幅度信号驱动。最重要的分布是相邻两行的组合阵元中心不是对齐的，而是移动了(错开)1个基阵的位置(见图2)，这样的组合阵元分布是能扩展扫描焦点区的主要因素；总的4-组合阵元数是128，称1284-组合阵，用128通道功率驱动器驱动(同图1的128通道功率驱动数相同)，图2中中心孔5用于安装B超探头，128驱动信号从接头6连到换能器组合阵元。

本发明的具体的实施方式(2)见图3，换能器3的外径112mm、中心孔径38mm、曲率半径125mm、工作频率1.3HMz，为了方便对比，图3的这些参数和图2、图1完全一样。在图3中先将图1换能器的每一个阵元划分为9个阵元，做成一个1516阵元的基阵，基阵阵元宽度2.2mm；然后将相邻的9个阵元(基阵阵元)组合成1个组合阵元，称为9-组合阵元，即3×3阵元组合阵元，每个组合阵元的中心用小圆点标出(见图3)；1个组合阵元的9个阵元在电气连接上是并联的由一个通道驱动，也就是1个9-组合阵元由1个通道的相位和幅度信号驱动。与1284-组合阵一样，相邻两行的组合阵元中心移动(错开)1个基阵的位置(见图3)，因而能扩展扫描焦点区；总的9-组合阵元数是128，称1289-组合阵，用128通道功率驱动器驱动。

在现有高技术条件下，可在1-3压电材料球壳上分(切)割出较小的整齐紧凑分布相同尺寸的矩形基阵，再由相邻基阵阵元组合成组合阵元。

组合阵的多焦点模式驱动控制方法同常规相控阵的驱动控制方法一样：每一组合阵元对应一个通道的相位和幅值，128个通道的幅值和相位要能够独立控制。采用授权的发明专利ZL200510096096.x的球面阵元声场计算联合该专利的遗传算法多焦点优化的联合算法逆向得到所设计的多焦点模式所对应的各阵元驱动信号的相位和幅值进行控制。

以下关于声场结果的实施条件为：相控阵换能器施加的总声功率为200W、组织声衰减系数0.02Np/cm/MHz。

对于图1的对齐方式常规阵，我们可得到单焦点3维扫描的无栅瓣区域为径向：8.4mm、轴向：18mm，也就是无栅瓣焦点扫描区体积为：8.4×8.4×18mm³，图4示出常规球面相控阵在极限位置焦点(0，4.2，125)mm处的声强分布图，焦点尺寸1.75×1.75×18mm³；这些结果将作为后面实施例结果的对照。

实施例1：

对于图2本发明的球面1284-组合阵元相控阵，在与图1的128通道驱动数、换能器外径、曲率半径和频率完全一样的情况下：得到单焦点3维扫描的无栅瓣区域为径向：18mm、轴向：40mm，无栅瓣焦点扫描区体积为：18×18×40mm³，图5示出1284-组合球面相控阵在极限位置焦点(0，9，125)mm处的声强分布图，焦点尺寸1.75×1.75×18mm³。

因而得到的结论是：1284-组合阵3(图2)可以获得比常规阵(图1)扩大约10倍的无栅瓣焦点扫描区域体积。

实施例2：

对于图3本发明的球面1289-组合阵元相控阵，在与图1的128通道驱动数、换能器外径、曲率半径和频率完全一样的情况下：得到单焦点3维扫描的无栅瓣区域为径向：18mm、轴向：40mm，无栅瓣焦点扫描区体积为：18×18×40mm³，图6示出1289-组合球面相控阵在极限位置焦点(0，9，125)mm处的声强分布图，焦点尺寸1.75×1.75×18mm³，焦点峰值比1284-组合阵略高。

因而得到的结论是：1289-组合阵3(图3)同样可以获得比常规阵(图1)扩大约10倍的无栅瓣焦点扫描区域体积。

虽然1284-组合阵和1289-组合阵能获得相同的扩大约10倍的无栅瓣焦点扫描区域体积，但因为4-组合阵的制作比9-组合阵在技术上相对简单，所以推荐4-组合阵的分布驱动方式。

实施例3：

由于组合阵可扩展焦点扫描区域，所以在多焦点模式上可安排焦点间的间距更大些(比常规阵的)。图7展示了1284-组合阵(图2)多焦点声强分布与常规阵(图1的)的对比；相控阵的优势是可以同时多焦点，在图7中展示了适形多焦点“C”形焦点模式的声强分布图，这种适形多焦点模式可以用于手术中绕过重要的神经或血管进行高效适形治疗。图7(a)和(b)是常规阵(图1)5焦点“C”形焦点模式的声强分布，5焦点分布在较小半径R＝2.7mm的圆上；图7(c)和(d)是1284-组合阵(图2)7焦点“C”形焦点模式的声强分布，7焦点分布在较大半径R＝4.8mm的圆上；图示声学特性均无栅瓣。多焦点的控制方法是先设计多焦点的焦平面和焦平面上多焦点的位置，然后用球面阵元声场计算联合遗传算法多焦点优化的结合算法逆向得到所设计的多焦点模式所对应的各阵元驱动信号的相位和幅值进行控制。这些方法可参考已授权的专利名称为“球面相控阵聚焦超声换能器的声场焦点模式驱动控制方法”的发明专利ZL200610096069.x，故不再重复，这里要强调的是本发明专利最显著的特点-组合阵和其阵元中心错开的分布形式。

实施例4：

我们进一步做2564-组合阵(未给出图，结构同图2相同)，基阵阵元宽2.6mm，其它参数和图2相同；2564-组合阵能产生更灵活多变的多焦点。2564-组合阵无栅瓣焦点扫描区体积为：34×34×46mm³。图8(a)是1284-组合阵(图2)7焦点“C”形焦点模式的声强分布，7焦点分布在半径R＝4.8mm的圆上；与图8(a)形成对比的是图8(b)为2564-组合阵9焦点“C”形焦点模式的声强分布，9焦点分布在更大的半径R＝7.5mm的圆上。图8(c)显示2564-组合阵可产生多达13焦点的“S”形焦点模式和(d)产生多达16焦点的方形焦点模式，方形适形多焦点模式适合由点、线、面组合的治疗，治疗中大体积焦点区重叠最少且焦点(损伤区)边沿光滑。图示均无栅瓣。

实施例5：

其实采用组合阵元分布结构，原本是为聚焦超声治疗中扩大电子扫描的3维焦区而创建的；而治疗损伤的监控中如果用2维组合阵元的分布结构换能器作为成像激励将是创新的应用。而本发明正是要披露用组合阵元相控阵产生沿声轴方向的多焦点辐射力平面剪切波及辐射力剪切波成像方法。因为辐射力成像尚属最新和前沿的研究，到目前仅见到披露单焦点辐射力成像，同时也没有治疗换能器同时兼两职：治疗和监控激励。利用组合阵元相控阵作为辐射力剪切波的激励会具有优越性：以往在治疗中如发明专利ZL200510096069.x和ZL200510096068.5披露的相控阵的多焦点是分布在一个焦平面上，而不是布置在声轴方向(声传播方向)的；这是由于声轴方向的声衰减和组织变性对波束会有影响。本发明辐射力剪切波的激励是需要相控阵产生沿声轴方向的同时两焦点和多焦点方式；一般沿声轴方向焦点尺寸较径向的大(椭球长轴)如径向1-2mm、轴向6-12mm，这意味着轴向多焦点的间距会较大，这就要求相控阵的无栅瓣焦点扫描范围要大，用常规相控阵就要求阵元通道数要多，这在现有技术下是受限制的；所以本专利采用了组合阵元相控阵以期在尽可能少的通道驱动情况下获得大的无栅瓣焦点扫描区，实现无栅瓣大间距轴向多焦点的辐射力激励。

声辐射力弹性成像是新近发展的渴望能应用于高强度聚焦超声治疗损伤检测、肿瘤和病变检测的方法；而聚焦于深部的声辐射力的动态响应可以实时、精确、非侵入地探测到深部定点的弹性信息；进一步地辐射力剪切波可以用于检测深部组织的粘弹性，特别是剪切波的线性特性便于实时重构弹性参数图像，因而具有重要意义。

图9主要是用于产生多焦点平面剪切波和剪切波成像的系统。本发明(见图9左)用2564-组合阵3产生沿声轴(z轴)方向的二焦点8，此二焦点辐射力在组织感兴趣区产生平面剪切波的波阵面7；B超成像探头13的成像面处在与剪切波阵面平行的位置，因此剪切波的振动位移估计是一维的。

辐射力剪切波成像是脉冲响应成像，一般脉冲激励需多个脉冲，脉冲持续约100μs，400个脉冲，方可产生所需的大于10μm的剪切波幅度。激励脉冲信号18有两种波形：一种是100μs脉冲波形，另一种是脉冲调幅波形，脉冲调幅波有利于分离剪切波成像的粘性和弹性特性。辐射力剪切波成像系统(图9)分为两路：一路是组合阵多焦点辐射力剪切波激励子系统，另一路是剪切波B超射频图像获取和剪切波弹性成像子系统；两路均由主控计算机11控制；主控计算机11控制激励与成像时序控制12，先将激励信号发送到控制分层分布控制器10，按每个通道所需的相位和幅值控制256通道功率驱动器9驱动2564-组合阵3的各阵元生成沿声轴方向的多焦点8的辐射力剪切波7；然后激励与成像时序控制12按发出的时序信号触发剪切波振动的射频数据及图像采集：B超成像探头13将辐射力平面剪切波的振动位移通过全数字化B超14，再通过射频数据及高速图像处理15得到的剪切波振动的射频序列图像送到主控计算机11，然后经过实时处理剪切波振动的射频序列图像16得到组织剪切波传播速度C_T、剪切波弹性模量μ和剪切粘性系数μ₂等的成像17。其中实时剪切波数据的依据如下：

聚焦辐射力能够产生剪切波，剪切波速远比纵波波速(1500m/s)慢，在生物组织中剪切波速为1-5m/s，所以剪切波易测到，在纯弹性介质中剪切弹性模量μ和剪切波速C_T的关系如下式：

$C_T=\sqrt{\frac{\mathrm{\μ}}{\mathrm{\ρ}}},$ $\mathrm{\μ}=\mathrm{\ρ}{C}_T^2---\left(1\right)$

剪切弹性模量可以用Fourier变换(频域)估计出为下式：

$\mathrm{\μ}(x,z)=\frac{\mathrm{\ρ}}{N}\underset{\mathrm{\ω}}{\mathrm{\Σ}}\frac{F\left(\frac{{\∂}^2{u}_Z(x,z)}{{\∂t}^2}\right)}{F(\frac{{\∂}^2{u}_Z(x,z)}{{\∂x}^2}+\frac{{\∂}^2{u}_Z(x,z)}{{\∂z}^2})}---\left(2\right)$

此式就是剪切弹性模量成像参数重构的计算方法。

用脉冲调幅波可以分离出剪切波成像的粘性系数，依据下式：

$C_T=\sqrt{\frac{2({\mathrm{\μ}}_1^2+{\mathrm{\ω}}^2{\mathrm{\μ}}_2^2)}{\mathrm{\ρ}({\mathrm{\μ}}_1+\sqrt{{\mathrm{\μ}}_1^2+{\mathrm{\ω}}^2{\mathrm{\μ}}_2^2})}}---\left(3\right)$

其中μ₁是剪切模量，μ₂是剪切粘性系数。

法国巴黎大学的J.Bercoff，M.Tanter，and M.Fink在2004年发表了著名的文章”Supersonic shear imaging：a new technique for soft tissue elasticitymapping，″IEEE Trans.Ultrason.Ferroelectr.Freq.Contr.，vol.51，pp.396-409，2004，该文章披露用单焦点超剪切波速(5m/s)沿声轴移动产生具有Mach锥的锥面剪切波，称为SSI(supersonic shear imaging)超声速剪切波成像。本发明的最主要特征是沿声轴的同时多焦点的平面剪切波的生成，克服了SSI中Mach锥剪切波需专门倾斜成像的缺陷，再有多焦点的平面剪切波的激励采用的是组合阵形式。

实际上要在声轴上产生同时多焦点而不产生栅瓣难度较大，主要是焦点在声轴方向尺寸大，所以分开的两焦点间距要大于18mm，这就是为什么要用2564-组合阵3的原因。图10是用2564-组合阵3产生的沿声轴的多焦点声强等高图，图中红直线是多焦点辐射力平面剪切波的波阵面也是成像面的示意；图10(a)声轴上两分离焦点、(b)声轴上两紧凑焦点、(c)声轴上3分离焦点、(d)声轴上两对两焦点加强型声强等高图，图示均无栅瓣。

图11是辐射力剪切波的剪切弹性模量参数图像，图中显示的是琼脂组织仿体中有组织硬物的实时剪切弹性模量图像。

Claims (4)

1.一种组合阵元相控阵换能器，应用于多焦点聚焦超声治疗和辐射力成像激励，其特征在于：组合阵元是2×2或3×3基阵阵元以球面矩形形式分行紧凑布置而成，每个组合阵元中的所有基阵阵元在电气上并联，共用一个功率驱动通道；相邻组合阵元的中心至少在一个方向上相互错开一个基阵阵元距离，每一组合阵元对应一个功率驱动通道的相位和幅值，在不增加有效工作阵元面积和不增加功率驱动通道的情况下，获得无栅瓣的多焦点分布在比常规相控阵更大的半径圆上，其中常规相控阵在外径112mm时多焦点分布在半径R＝2.7mm的圆上。

2.根据权利要求1所述的组合阵元相控阵换能器，其特征在于：组合阵元对称分布于球面上；换能器的球面中心有用于安装治疗时进行图像引导监控的B超探头孔。

3.根据权利要求1所述的组合阵元相控阵换能器，其特征在于：在不增加有效工作阵元面积和不增加功率驱动通道的情况下，获得比常规相控阵扩大约10倍的无栅瓣焦点扫描区域体积。

4.一种多焦点平面剪切波成像系统，该系统分为两路：一路是采用权利要求1所述组合阵元相控阵换能器的多焦点辐射力剪切波激励子系统，另一路是剪切波B超射频图像获取和剪切波弹性成像子系统；主控计算机控制激励子系统与成像子系统的时序控制，先将激励信号按每个功率驱动通道所需的相位和幅值发送到分层分布控制器，通过控制256通道功率驱动器驱动256组合阵元生成沿声轴的多焦点辐射力剪切波；然后激励子系统与成像子系统按发出的时序控制信号触发剪切波振动的射频数据及图像采集：B超成像探头将辐射力平面剪切波的振动位移通过全数字化B超，再通过射频数据得到剪切波振动的射频序列图像送到主控计算机，然后经过实时处理剪切波振动的射频序列图像得到组织剪切波传播速度C_T、剪切波弹性模量μ和剪切粘性系数μ₂进行成像。

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