通过最少数量连接线进行远程操作的超声波收发器系统

1.一种通过一组连线距离超声波测量或成像装置一定距离进行操作的 超声波脉冲回波收发器，
所述收发器包括a)由至少一个超声波换能器元件组成的超声波换能器 阵列，和b)安装到靠近所述换能器阵列的电子电路，其中
所述电子电路包括至少一个接收器放大器和至少一个传送开关，
所述至少一个换能器元件电连接到所述至少一个接收器放大器的输入 端，所述放大器输入端被设计为使得其容许所述换能器电极处的AC传送脉 冲电压，
来自所述接收器放大器的信号通过接收器连线馈送给所述超声波装置，
所述至少一个传送开关在一端上连接到所述至少一个换能器元件并且 在另一端上连接到馈送来自所述超声波装置的AC传送脉冲的传送连线，通 过作为所述收发器一部分的缓冲放大器，用于传送来自所述换能器阵列的超 声波脉冲，
DC偏置电压通过偏置连线从所述超声波装置提供给所述电子电路，
其中所述电子电路选择所述换能器阵列的一平坦或聚焦的传送孔径。
2.根据权利要求1所述的超声波脉冲回波收发器，其中所述电子电路 自所述换能器阵列选择接收孔径，以在成像或测量的深度内聚焦接收波束， 使得来自所述接收波束的接收的信号自给定的波束方向形成完整的图像或 测量波束信号。
3.根据权利要求1所述的超声波脉冲回波收发器，其中所述接收器连 线、偏置连线以及传送连线中的至少两条被连接及合并至单条连线，及
所述接收器连线、偏置连线以及传送连线被连接及合并至单条连线。
4.根据权利要求1所述的超声波脉冲回波收发器，其中所述至少一个 接收器放大器承受大AC传送电压的能力是通过与所述放大器输入端串联的 电容器而获得的。
5.根据权利要求1所述的超声波脉冲回波收发器，其中所述换能器阵 列由一单个换能器元件组成。
6.根据权利要求5所述的超声波脉冲回波收发器，其中所述换能器元 件被聚焦。
7.根据权利要求2所述的超声波脉冲回波收发器，其中
所述换能器阵列由多于一个的元件组成，其中每个元件具有固定焦距并 且耦合到固定的信号延迟线，及
所述电子电路包括一元件接收信号求和电路和至少一个电子接收聚焦 开关，及
来自至少一些阵列元件的信号经可控电子接收聚焦开关被耦合到所述 求和电路，及
各元件的元件焦点和元件信号延迟被作出以使通过关闭用于一选择的 元件组的聚焦开关，获得具有给定的接收孔径焦距深度的一选择的接收有效 孔径。
8.根据权利要求7所述的超声波脉冲回波收发器，其中至少一些所述 的传送开关可用控制信号被选择地关闭，以使参与一传送孔径的元件数目可 被电子地选择以选择该传送波束的焦点。
9.根据权利要求7所述的超声波脉冲回波收发器，其中所述元件信号 延迟至少部分地是通过以下之一获得的：
所述换能器元件前面的一透镜系统的声学延迟线部分，及
这些阵列元件的相对机械定位。
10.根据权利要求7所述的超声波脉冲回波收发器，包括用于在脉冲传 送后的一时间序列中关闭这些接收聚焦开关以使连接至该求和电路的元件 数目在脉冲传送之后随时间而增多，并在脉冲传送后产生随时间增加的有效 接收孔径以及增加的焦距深度，以产生接收动态焦点的装置。
11.根据权利要求7所述的超声波脉冲回波收发器，其中
总图像深度被划分成几个子范围，及
自用于各子范围的分离的传送脉冲的接收的信号获得用于各子范围的 图像信号，及
对于来自各子范围的图像信号，一接收换能器元件组被选择以产生聚焦 的接收波束，其中所述接收波束的焦点在该子范围内，其中该接收的信号被 用于测量/成像。
12.根据权利要求8所述的超声波脉冲回波收发器，其中
总图像深度被划分成几个子范围，及
自用于各子范围的分离的传送脉冲的接收的信号获得用于各子范围的 图像信号，及
对于来自各子范围的图像信号，一传送换能器元件组被选择以产生聚焦 的传送波束，其中所述传送波束的焦点在该子范围内，其中该接收的信号被 用于测量/成像。
13.根据权利要求7所述的超声波脉冲回波收发器，其中所述换能器阵 列是产生该波束围绕波束轴的聚焦的一环形阵列。
14.一种超声成像系统，包括：
至少一个根据权利要求1的收发器，及
连接至所述至少一个收发器的超声波脉冲回声成像装置。
15.根据权利要求14的超声成像系统，其中所述至少一个收发器被安 装在一伸长设备的尖端以通过切口或自然人体开口插入体内。
16.根据权利要求14的超声成像系统，其中该成像系统使用一换能器 阵列，所述换能器阵列具有主线性波束扫描方向上的二维元件分布，其中通 过切换参与元件而获得控制的提升聚焦，且通过这些参与元件的横向切换而 获得所述线性波束扫描。

技术领域\n本发明涉及以典型的5MHz以上的高频对细小结构进行高分辨率超声 波成像，其中超声波换能器或者换能器阵列通过通道接近待被成像的所述结 构，所述通道具有有限的空间用于线缆线路连接超声波换能器和超声波成像 或测量设备。这些应用的示例包括通过导管端部的换能器对血管壁的血管内 超声波成像(IVUS)，前列腺的尿道管成像或者在通过狭窄通道的最小切口 穿入或其他手术期间对肿瘤和微小脉管的高分辨率成像。本发明在此情况下 提出了具有特别高的信噪比的所测量的反向散射信号的解决方案，并且对外 部源的电磁干扰具有很强的惰性。\n更特别的，本发明涉及针对由超声波换能器、超声波换能器阵列以及二 者结合所形成的声束的前置放大器电子设备、电路的设计，允许电子设备和 换能器在紧凑的组件中以短距离进行集成，从而可以以很少数量的电子连 线，甚至少至两条线缆在超声波成像或测量系统中工作。\n本发明还可以应用于以更简单的手段获取对于结构的高频超声波成像 的最大信噪比和对电磁干扰的惰性，例如高分辨率皮肤或者眼睛成像(f～ 20—100MHz)。其进一步还可以应用于对具有高阻抗的少量元件的换能器阵 列进行低频成像和测量，以在这些情况下改善信噪比和对电磁干扰的惰性。 其还可以应用到具有线性阵列的开关的提升聚焦(elevation focusing)，以减 少连接设备的线缆数量，使得对换能器阵列的手动操作更容易。\n背景技术\n超声波回波成像系统的空间分辨率与超声波波长紧密相关。超声波波长 λ涉及超声波频率f，即λ＝c/f，其中c～1540μm/μs为超声波在细胞组织 中的传播速率。为了获得较低的波长，也就是更清晰的分辨率，必须使用高 超声波频率。然而，超声波回波成像的图像深度(image depth)由于细胞组 织对超声波能量的吸收而受到限制。由于这种吸收随着频率增加而增强，这 为给定的图像深度可以使用的频率设定了上限。因此，图像分辨率受到图像 深度的限制。\n因此对于微小结构例如血管壁的成像，或者其他内部器官的微小结构， 需要使得超声波换能器靠近所述结构，从而图像深度以及对超声波吸收的减 少受到限制。对于小于10mm的图像深度，可以使用20—100MHz范围内的 超声波频率，波长范围为75至15μm。这产生了大约150μm至30μm范 围内的空间分辨率，取决于换能器频率、带宽以及孔径。\n超声波换能器可以通过在导管或者其他伸长设备的端部安装换能器结 构而靠近身体内的内部结构，例如血管壁或者其他器官，所述导管或其他伸 长设备通过切口或身体的自然开口而插入身体内。然后利用线缆连接延伸探 测器和超声波成像或测量装置端部的换能器。这样对离成像装置有一定距离 的换能器使用这样的高频会带来实际问题，例如：\n1.对于高于30MHz的超声波频率，换能器和连接到成像装置的线缆之 间的阻抗不匹配带来了损耗，从而限制了信噪比以及给定频率下的最大图像 深度。插入装置的受限的厚度也限制了连接换能器和成像装置的连线的厚 度，带来了附加的吸收并降低了成像灵敏度。\n2.例如在35MHz，线缆中的电磁波长大约为6m，则四分之一波长大约 为1.5m，这大约是典型的导管的长度。因此导管变得类似于超声波接收器频 率范围内的四分之一波调谐天线，并且成像系统变得对有效接收器频率范围 内的外部电磁干扰(EMI)源非常敏感。\n3.在超声波换能器和装置之间使用细线缆的其他问题涉及到获取窄的 超声波束。为了在波束聚焦中减少超声波衍射影响，并且由此减小焦点直径， 必须具有大量波长穿过有效换能器孔径(典型地大约需要50种波长穿过孔 径)。然而，在这样的低衍射聚焦下，聚焦深度减小了，限制了清晰聚焦的 范围以及空间分辨率。\n对于接收波束，解决该问题的通常方法是使用动态聚焦的换能器元件阵 列，其中接收波束聚焦在任何时候均紧跟回波被接收处的深度。通过增加延 迟到各个阵列元件信号而获得电子操控的动态聚焦，从而该延迟和从焦点到 元件的传播延迟的总和对所有元件近乎相同。增加的延迟可以利用声延迟或 电延迟线路或者两者结合而获得。同时还希望将有效换能器传送孔径随着图 像深度一起增加，以限制聚焦直径随着深度的扩张。\n4.对于脉冲传送，必须选择固定传送波束焦点，因为在脉冲被传送后即 不能对其进行改变。那么希望能够在不同的传送聚焦深度之间进行选择从而 可以将传送波束聚焦到最重要的图像范围。一种针对传送波束的动态聚焦可 以通过如下方式获得，即将整个图像区域看作由子区域构成，其中每个子区 域由在该子区域内聚焦的单独的传送脉冲进行成像。同时还希望将有效换能 器传送孔径随着图像深度一起增加，以限制聚焦直径随着深度的扩张。\n因此，希望有一种位于插入设备末端的具有高信噪比和对电磁干扰的高 抗扰度的换能器阵列，该阵列具有动态或者可切换的接收聚焦和扩张的接收 孔径，可切换的传送聚焦和扩张的传送孔径，可以通过最少数量的连线而从 超声波成像或测量装置进行操作，使得插入到狭窄结构中的设备的横截面最 小化。\n发明内容\n本发明通过将电子电路安装到靠近超声波换能器或者换能器阵列而设 计了一种针对这些问题的解决方案，其中所述电路能够通过少量线路，甚至 少至两条线缆进行操作。\n根据本发明的一方面，提供了一种通过连线距离超声波测量或成像装置 一定距离进行操作的超声波脉冲回波收发器，所述收发器包括a)由至少一 个超声波换能器元件组成的超声波换能器阵列，和b)安装到靠近所述换能 器阵列的电子电路，其中所述电子电路包括至少一个接收器放大器和至少一 个传送开关，所述至少一个换能器元件电连接到所述至少一个接收器放大器 的输入端，所述放大器输入端被设计为使得其容许所述换能器电极处的AC 传送脉冲电压，来自所述接收器放大器的信号通过接收器连线馈送给所述超 声波装置，所述至少一个传送开关在一端上连接到所述至少一个换能器元件 并且在另一端上连接到馈送来自所述超声波装置的AC传送脉冲的传送连 线，通过作为所述收发器一部分的缓冲放大器，用于传送来自所述换能器阵 列的超声波脉冲，DC偏置电压通过偏置连线从所述超声波装置提供给所述 电子电路，其中所述电子电路选择所述换能器阵列的一平坦或聚焦的传送孔 径。\n根据本发明的另一方面，提供了一种超声成像系统，包括：至少一个上 述的收发器，及连接至所述至少一个收发器的超声波脉冲回声成像装置。\n在其最简化形式中，本发明提供了前置放大器，所述前置放大器可以通 过向该放大器提供DC偏置电压的双线线缆而被操作。当通过连线传送高压 脉冲时，击穿电路连接该连线到换能器以传送超声波脉冲，在接收模式中， 换能器上的低电平信号被放大并作为高电平信号并通过相同连线被馈送给 成像或者测量装置。由于线缆上接收信号电平升高了，该系统减小了对线路 损耗和外部电磁干扰的敏感度，因此使得成像或者测量的灵敏度最大化。\n对于阵列的动态接收聚焦，本发明在其最通用形式中提供了安装到靠近 换能器阵列的集成电子电路，该电路对各个元件和延迟电路提供前置放大 器，所述前置放大器在脉冲传送之后的一个时间序列中自动开关，从而获得 了接收波束的动态聚焦。在本发明的一个实施例中，位于换能器元件前面的 声延迟线路被用于元件信号的完全或者部分延迟。该电路还可以设置使得传 送脉冲在一序列中选择不同的传送焦距从而可以获得多个传送聚焦成像。本 发明还公开了在传送脉冲之前使用编码信令以通过单根线缆选择传送聚焦 设置以及动态接收聚焦范围。\n在更简单的实施中，本发明通过使用预编程的放大器和切换电路而以成 像装置和换能器系统之间的一双线线缆实现了可操控的焦距和孔径。所述切 换电路选择性的为每个聚焦范围组合一组预聚焦的阵列元件和预设延迟。所 述每个元件的预设焦距和延迟被选择为使得跨越每个元件和每个有效孔径 的相位差均小于针对元件进行波束成形的范围的一个限度，例如90—120度。 将增加数量的元件与深度结合，可以获得限制波束直径的增加的孔径以及增 加的深度。\n在特别简化的实施中，每个元件的预聚焦和延迟均通过位于每个元件之 前的具有适合曲率和厚度的声透镜材料而提供。然后电子电路在来自每个元 件的信号在时间操控的切换电路中被选择性地添加之前对该信号提供可能 的放大，所述切换电路通过脉冲传送被进行复位。\n附图说明\n图1a显示了根据本发明的可以通过多条线缆从超声波测量或成像装置 进行操作的由单个换能器元件和电子电路组成的收发器的一个示例实施例；\n图1b显示了根据本发明的作为所述电子电路一部分的接收器输入开关 和传送开关的一个示例实施例；\n图1c显示了根据本发明的可以通过一双线线缆从超声波测量或成像装 置进行操作的由单个换能器元件和电子电路组成的收发器的一个简化实施 例；\n图1d显示了根据本发明的可以通过一双线线缆从超声波装置进行操作 的具有单个换能器元件的收发器电路的组件级别的示例实施例；\n图2a显示了根据本发明的用于有效孔径和聚焦深度的切换操控的环形 阵列的一个示例实施例；\n图2b和2c显示了根据本发明的用于有效孔径和聚焦深度的切换操控的 环形阵列的另外两个示例实施例；\n图3a显示了根据本发明的由电子电路和换能器阵列组成的用于对有效 接收和传送孔径和聚焦深度进行可选择切换的收发器电路的一个示例实施 例，该收发器可以通过多线线缆距离超声波测量或成像装置一定距离进行操 作；以及\n图3b显示了根据本发明的由电子电路和换能器阵列组成的用于以固定 的有效传送孔径和聚焦深度对有效接收孔径和聚焦深度进行动态切换的简 化的收发器电路的一个示例实施例，该收发器可以通过一双线线缆距离超声 波测量或成像装置一定距离进行操作。\n具体实施方式\n下面参考附图给出本发明的若干示例实施例。图1a显示了由电子电路 101和超声波换能器102组成的超声波脉冲回波收发器单元100。所述收发 器单元通过一多线线缆104连接到超声波测量或成像装置103。DC偏置电 压从超声波装置通过偏置连线107提供给所述电子电路，并且所述收发器具 有通过地线112连接到超声波装置的公共接地。根据保护低电平接收信号不 受外部电磁干扰影响的公知技术，整个线缆可以封装在导电金属屏蔽内，所 述导电金属屏蔽在所述装置处接地。\n换能器元件的热电极连接到传送开关109的一端，其中另一端连接到传 送脉冲缓冲器110的输出。高电压AC传送脉冲从超声波装置通过传送连线 111被馈送，其中在传送脉冲持续期间，传送开关109被切换到低AC电压 以传送来自换能器元件102的超声波脉冲113。\n在脉冲传送之后，传送开关109切换到高AC阻抗，将换能器元件102 与传送驱动电路110隔离。反向散射超声波114通过换能器被转换为低电平 电信号，并通过接收器输入开关106提供给前置放大器105。所述接收器输 入开关在接收周期内对低电平信号具有非常低的串联阻抗，并且其串联阻抗 设计为符合前置放大器特性。对于换能器处的高电压AC传送脉冲，接收器 开关106起到限制进入放大器输入端的最大电流的作用，由此提供对接收器 放大器输入端对于高AC电压传送脉冲的保护。\n接收器放大器的输出通过接收连线108被提供给超声波装置，由此提供 换能器元件上的反向散射信号的放大信号给超声波测量或成像装置。连接到 超声波装置的线缆上的接收信号的放大电平减少了线路传输损耗和来自外 部电磁源干扰的影响，由此为传送到所述装置的接收信号提供高信噪比。\n接收传送开关的一个示例在图1b中显示为106。该开关由反向对接的两 个二极管121和122组成，具有通过偏流电阻123、124、125的前向偏置电 流。电容126和127提供开关到前置放大器输入端和传送电路的DC偏置隔 离，其中109显示了由两个二极管131和132组成的传送开关的示例。传送 开关提供对于开关输入端上的低电平AC电压的高AC阻抗隔离和对于在传 送开关输入端的高电平AC电压的低AC阻抗。\n图1c中显示了可以通过双线线缆从超声波装置馈送的简化的收发器系 统。在本发明的该实施例中，DC偏置、传送和接收连接被合并到单根信号 连线108，其中包括地线112，提供来自超声波装置对收发器系统的双线操 作。\n在图1c中的示例实施例中，没有了在电子电路板上的传送缓冲器，其 中换能器传送驱动信号从超声波装置通过公共信号线108直接提供给传送开 关109并进一步提供给换能器元件102。例如通过前置放大器105的开放晶 体管输出或者与放大器输出串联的电阻，可以通过公共连线108提供DC偏 置给放大器输出而不损坏放大器。即使具有开放晶体管输出，使用放大器输 出的串联电阻来进行对装置线缆的接收信号的阻抗匹配仍然很方便。这样的 串联电阻可以进一步在高AC电压传送脉冲期间为放大器输出提供更好的保 护。\n图1b中的示例接收隔离开关106和传送开关109通过开关输入处的信 号电平自动在隔离模式中的高阻抗和接通模式中的低阻抗之间切换。根据电 子电路设计的一般方法很显然，这些开关可以由开关晶体管或者二极管组 成，其中开关阻抗由控制信号电压或电流决定。因此本发明包括根据标准的 电子设计技术对附图中的开关示例的修改。\n图1d显示了图1c中的根据本发明一个实施例的详细电路示例。在该图 中，晶体管140在输入保护开关106处通过串联电容141和限制晶体管二极 管142提供输入保护开关106处提供前置放大器。电容141和放大器输入电 阻一起被设计为在传送周期内与通过隔离二极管142限制负荷的同时，在实 际超声波频率范围内提供高电平传输函数。串联电容与二极管和晶体管相比 在接收器输入保护方面的优点是电容器添加极少的噪声到接收到的信号。\n放大器晶体管140的开放输出通过电阻143提供给信号线108，电阻器 143提供在接收间隔内与接收器线缆的阻抗匹配，并且与晶体管二极管144 一起提供放大器晶体管的高电压传送脉冲保护。连接到衬底的电阻145允许 在该设计中使用负传送脉冲。\n在该示例中传送开关109由一组相反方向的二极管晶体管146和147组 成。四个晶体管二级管146串联以允许组合的偏置/传送/接收连线和换能器 之间的DC偏置电压。传送电路的AC电压幅度假定为远高于二极管的累积 拐点电压(knee voltage)。\n为了操控超声波束的聚焦，本发明提供了对来自可选择的换能器组的信 号进行组合的解决方案，其中每个元件的信号/波具有固定焦点和延迟。图 2a中显示了根据本发明原理工作的示例环形阵列。该图显示了具有3个元件 201、202和203的平面环形阵列。在所述第一个示例中，元件聚焦和延迟线 路通过在细胞组织和换能器元件之间的声路径上在换能器元件前面插入的 声学材料204、205和206而实现。在该特定实施例中显示了具有高于待成 像物体的声传播速率的声传播速率的声学材料(对于软组织物体大约1540 μm/μs)，其实质上提供了信号提前多于信号延迟。然而，这样的信号提前 可以被认为是负延迟，并且为了简化起见我们可以将所述换能器前面的声学 材料设置称为声学延迟线路，而不管该材料的波速率是高于还是低于物体/ 组织的波速率。\n声学材料的曲率提供了来自所述元件的波的固定聚焦，并且所述材料的 中部厚度提供了元件信号/波的延迟或提前(负延迟)。作为通用规则，每个 元件的信号/波的聚焦和延迟被选择为使得来自点源的波对于有效孔径中的 所有点的相位差小于限度φm。\n在图2a的特定示例中，中央元件201参与了在图2中显示为207和208 的从zn至zf的范围R1内的波束成形。为了最小化其参与成像的整个范围内 的该元件的相位差，我们选择元件的固定焦距F1为：\n$F_1=\frac{{2z}_f{z}_n}{z_f+z_n}---\left(1\right)$\n在图中示为209。为了最小化整个范围内的相位差，在外部范围z＝zn 和z＝zf处的中央元件上的相位差为φm，这给出内部元件的半径为\n$a_1=\sqrt{2\lambda \frac{z_f{z}_n}{z_f-z_n}\frac{{\phi }_m}{\pi /2}}---\left(2\right)$\n来自所述中央元件的波束直径在其成像范围内给定为\n$d_{z1}=\frac{\lambda }{a_1}z---\left(3\right)$\n波束受到扩展线路210的限制，并且处于一定深度z1＝dF1a1/λ，示为 211，来自元件201的波束直径扩展越过限制直径dF1，示为图2a中的线路 212。在点z1之外我们通过对来自元件201的信号和来自第二元件202的信 号进行组合而减少波束宽度。这样将波束宽度减少到dF1以下达到示例线路 213所给定值。\n在该示例实施例中，第二元件参与了从z1至zf的范围R2内的波束成形。 第二元件的固定焦距被选择为使得整个元件的相位差在R2中最小化，这表 明在z＝z1和z＝zf处相位差等于φm，这给出\n$F_2=\frac{{2z}_f{z}_1}{z_f+z_1}---\left(4\right)$\n在图2a中示为214。这样的焦距选择使得元件参与波束的从z1至zf的 整个范围内的相位差最小化。第二元件的外部半径被选择为使得对于z＝z1 和z＝zf整个元件的最大相位差为φm。这表明\n$a_2=\sqrt{{a_1}^2+2\lambda \frac{z_f{z}_1}{z_f-z_1}\frac{{\phi }_m}{\pi /2}}---\left(5\right)$\n元件的焦距由透镜/延迟线材料的曲率决定。对于很大的F—数(＝F/D， 其中D为孔径直径)，可以以焦距Fk对元件#k近似估计透镜曲率半径Rk 为\n\n其中c1为透镜材料的传播速率并且ct为物体材料例如细胞组织的传播速 率。为了使F—数接近统一，透镜曲率必须在整个透镜上发生改变，其中可 以通过几何射线声学进行详细计算。\n为了得到所述新的复合波束的最佳聚焦，可以调整换能器元件前面的透 镜/延迟线材料的厚度从而使得来自两个元件的波的传播相位在焦距F2时相 等。该传播相位由从元件的所有点到场点(field point)的平均传播时间确定。 从2号元件的所有点到F2的传播时间相等，因为焦距为F2。2号元件前面的 透镜材料的平均厚度给出了该元件的信号/波延迟，因此必须选择为使得2 号元件到F2的传播时间等于1号元件到F2的平均传播时间。每个元件前面 的透镜/延迟线材料厚度的变化如图2a中所示，并且透镜/延迟线材料厚度和 曲率的细节可以通过几何射线声学而计算。\n然后该过程根据通用原理而执行，其中假定来自k个换能器元件的信号 被组合以形成有效孔径。随着z增加使得聚焦直径在zk扩张越过限制dF1， 我们添加元件k+1到有效孔径。元件k+1的固定焦距及其半径被选择为使 得相位差对于z＝zk和z＝zf的值为φm。这样得到\n$F_{k+1}=\frac{{2z}_f{z}_k}{z_f+z_k}$\n$a_{k+1}=\sqrt{{a_k}^2+2\lambda \frac{z_f{z}_k}{z_f-z_k}\frac{{\phi }_m}{\pi /2}}---\left(7\right)$\n只要zk z n > z f 2 - z f 2 4 - d F 1 2 z f λ φ m π - - - ( 8 ) \n因此可以利用上面概述的通用原理而使用多种设计方案。还应该注意到 在深度范围内的有效孔径中可以排除内部元件。这会增加产生的波束中的旁 瓣(sidelobes)，取决于被排除元件对于整个有效孔径直径的相对直径。这样 的好处是内部元件参与有效孔径的外部范围减小了，允许内部元件更接近的 zn，或者内部元件更宽的直径以及内部范围内更窄的波束。\n来自每个元件的信号/波的聚焦和延迟可以通过如图2b所示形成阵列表 面得到而没有透镜/延迟材料。在该图中，每个元件的焦距由其曲率决定，同 时每个元件的传播延迟由该元件的位置决定。在图2b中标示的元件位置如 上讨论的可以给出与从内部元件到新的元件焦点的平均传播时间相同的从 新的元件到其焦点的传播时间。这给出了阵列表面的复杂形式，其中图2c 给出了制造更简单的阵列表面形状。在此最后情况中可以在电子电路中使用 某些下面将描述的附加的电子延迟，以确保对于来自新的元件和内部元件的 信号/波，一新的元件的焦点处的相位是相同的。这样图2a中的解决方案提 供了更简单的制造技术，因为透镜/延迟材料可以在平面阵列的顶部铸成或切 割成最终形状。图2a中的透镜/延迟材料的平均厚度也随着元件宽度而增加， 并且透镜/延迟材料中的吸收提供了对于整个阵列的信号/波的变迹 (apodization)，以减少波束旁瓣。\n图3a中的300显示了根据本发明的具有可选择的传送和接收聚焦的示 例脉冲回波收发器电路。该收发器由具有放大器的示例电子电路301和连接 到三个换能器阵列元件201、202和203的开关组成。在接受模式中，换能 器元件的热电极通过接收器输入开关302、304、306而连接到接收器放大器 303、305和307，所述接收器输入开关302、304、306类似于图1a—d中讨 论的收发器在传送期间起到接收器保护作用。接收器放大器的输出通过焦距 选择开关309、311、313提供给信号求和电路，也可能通过电子信号延迟线 308、310、312。接收求和电路的输出为选择性聚焦的接收信号，通过接收 线路108提供给超声波装置。\n在本发明的该示例实施例中，接收聚焦开关由接收选择电路315控制， 所述接收选择电路315进一步通过至少一条接收信令连线316而由来自超声 波装置的信号控制。通过该连线上的信令，接收聚焦开关309、311和313 的选定组合被闭合以对来自换能器阵列元件201、202、203的选定组合的接 收信号进行求和。参考结合图2的讨论，可以看到这样的选择提供了选定的 有效接收孔径和波束焦距。延迟线路308、311、312根据结合图2的描述而 与换能器元件前面的声学延迟线路结合在一起被选定，以提供对于接收波束 的最佳聚焦所需的总的元件信号/波延迟。在本发明的很多实施例中，所有信 号延迟通过形成阵列表面以及阵列前面可能添加的声学材料延迟线路而得 到，从而电子延迟线路308、310、312可以省略。因此，对于所给出的实施 例，可以通过接收信令连线316上的信令选择接收焦距和孔径。\n为了传送超声波脉冲，图3a中的实施例提供了通过传送线缆111从超 声波装置传送脉冲到收发器。该信号通过传送开关318、319、320提供给连 接到换能器元件201、202、203的传送缓冲放大器317。在该特定实施例中， 传送开关318被选定为图1b中的二极管开关109，在输入端具有高AC电压 脉冲时自动切换到低AC阻抗，并且在输入端具有低电平AC信号时切换到 高AC阻抗。因此，在该实施例中，元件201总是参与有效传送孔径。\n另外的阵列元件202和203可以通过开关319和320连接到传送缓冲器 307，所述开关319和320通过由传送选择电路321提供的控制信号而主动 开通或关闭，所述传送选择电路321通过至少一条传送信令连线322自超声 波装置进行操作。通过来自超声波装置的信令，本实施例由此允许自由选择 一组元件以参与有效传送孔径，从而提供可选择的传送波束焦距。\n通过接收信号连线316和传送信号连线322上的组合信号，可以获得一 定深度范围内组合的传送/接收观测波束的最小宽度。对于连续传送脉冲，该 深度范围可以在从zn至zf的整个测量/成像范围上顺序增加，从而以复合传 送/接收观测波束的很窄宽度对整个范围进行成像。\n为了减少连接到超声波装置的连线数量，接收和传送信令均可以利用高 AC电压传送脉冲自身通过传送连线111获得。例如，接收和传送选择电路 均可以通过一时间周期上传送连线上的高电压进行复位，从而对于复位后的 第一个传送脉冲，获得了组合传送/接收观测波束的短焦距深度。然后接收和 传送选择电路315和321对于每个连续传送脉冲被增量，从而获得了对于每 个传送脉冲的增加的观测波束焦距深度，从而对于每个传送脉冲在增加的深 度范围内进行测量和成像。由此该实施例提供了从zn至zf的整个测量/成像 范围上的最小波束宽度。\n还应注意到通过这种类型的操作，接收聚焦开关309可以被硬连线 (hardwired)闭合，允许合并接收(315)和传送(321)选择电路。然而， 为了最小化传送脉冲数量，特别是具有大量阵列元件时，一般会选择更粗略 的传送聚焦的深度范围，通过在每个传送聚焦范围内动态切换接收聚焦。然 后传送选择电路321一般会为传送孔径选择更粗略的元件组，而接收选择电 路一般会被每个传送脉冲复位并且提供接收聚焦开关的多米诺(domino)时 间切换，以在脉冲传送后提供随着时间稳定增加的孔径和聚焦深度，称为动 态接收聚焦。通过该方法可以以更少的传送脉冲(少至单个传送脉冲)以及 固定的传送孔径和焦距覆盖整个成像范围。这提供了完全测量/成像的最高速 率，虽然具有比多传送聚焦测量和成像更小的复合传送/接收观测波束宽度。\n根据本发明的更简单的实施例通过双线线缆从超声波装置进行操作，如 图3b所示。在接收模式中，换能器元件通过接收输入开关331选择性的连 接到求和放大器330，所述接收输入开关331在传送期间起到对接收放大器 进行保护的作用。在该实施例中，元件201固定的连接到求和放大器，同时 元件202和203通过可控制的接收聚焦开关332和333连接到求和放大器， 所述可控制的接收聚焦开关332和333由接收选择电路334进行控制。该电 路由传送脉冲进行复位，并且在脉冲传送后直到时间t1＝2z1/c，仅有元件201 连接到求和放大器。此时，接收聚焦开关332根据结合图2描述的原理被开 通以增加活动接收孔径和聚焦深度。在脉冲传送后的时间t2＝2z2/c，接收聚 焦开关333也被开通以进一步增加有效接收孔径和聚焦深度，从而有效地获 得了动态接收波束聚焦。求和电路输出处的动态聚焦的接收信号通过公共的 偏置/接收/传送连线107被传送到超声波设备。\n为了传送超声波脉冲，阵列元件201和202通过传送开关335和336连 接到公共偏置/接收/传送连线107，所述传送开关335和336通过传送连线 上的高AC电压自动开通为低AC阻抗，并且在传送连线上的低电平AC电 压时关断到高AC阻抗。对于所给的实施例，根据上面结合图2描述的原理， 两个阵列元件201和202在传送模式中并行连接，提供很大范围的传送聚焦 以及适度的传送孔径和宽度。\n图3b中的实施例提供了具有固定传送焦距和动态切换的接收焦距的收 发器，用于整个测量/成像范围上的适当狭窄的组合传送/接收观测波束，对 整个范围具有单个传送脉冲，并且因此比结合图3a描述的多传送聚焦具有 更高的图像帧率。\n通过结合图2描述的聚焦技术，阵列元件面积会随着聚焦深度增加。在 传送模式中，则应以相同电压驱动所有有效元件，并且细胞组织中的波传播 的物理性质依赖于元件面积对元件波提供适当改变。\n在接收模式中，波束轴上的点源会提供来自每个元件的开路电压，其与 限度内的元件面积关系，在该些限度内，元件面积的变化不会影响元件的振 动模式(vibration pattern)。并且元件的电阻抗作为元件面积的倒数而变化。\n通过电子电路中的高输入阻抗电压接收放大器对换能器元件的开路电 压进行放大，必须使用对于每个元件接收器通道的与换能器面积成正比的放 大倍数，以得到求和电路中适当的波束形态。对于低输入阻抗电流接收器放 大器，来自每个换能器元件的输入电流与元件电输入/源阻抗成反比，因此如 上所述的与元件面积成正比。那么可以所有元件接收通道相等的电流增益而 获得对每个元件信号适当的放大倍数从而得到适当的波束形态。\n整个孔径的元件信号的变迹被用于减少波束中的旁瓣。然而，对于大型 元件，例如环形阵列，元件通道之间的电子接收器增益的变化具有有限的作 用，因为它会在元件之间的变迹函数中引入很大的阶跃(step)，这会增加旁 瓣。因此对于大型元件，在具有变化的厚度的阵列前面以吸收声学材料提供 更连续的变迹是很有用的，例如如图2a所示。\n图2中的示例描述了通过环形阵列的切换聚焦，其中从上述讨论很显然 的是本发明的基本原理可以使用线性或者二维阵列。线性阵列的波束扫描可 以根据公知原理，通过对参与元件的横向切换而实现，同时环形阵列的波束 扫描可以通过机械旋转或平移整个收发器装置而实现。\n因此所述收发器很适合安装到伸长的成像设备的端部以插入到成像目 标例如有生命的对象体内，以使收发器靠近待成像结构。这样可以允许使用 高超声波频率以尽可能最高的分辨率对结构成像。这些应用的典型例子包括 最小切口手术中的成像，对血管壁的血管内成像，对子宫壁的子宫内成像， 或者对前列腺的尿道管内成像。在某些应用中，可以使用伸长设备，所述伸 长设备具有可以从该设备末端进行操控的端部，以将成像端部放置到待成像 结构上。在其他应用中，所述伸长设备可以自由浮动，例如插入到血管中。\n因此，尽管在此显示、描述并指出了应用到优选实施例的本发明的基本 创新性质，但是应当理解，本领域技术人员可以对所描述设备以及其操作作 出形式和细节上的各种省略、替代和改变而不背离本发明的实质。例如，明 确意图是以基本相同方式执行基本相同功能以实现相同结果的元件和/或方 法步骤的所有组合均包含在本发明的范围内。而且，应当认识到，结合本发 明任何公开形式或实施例显示和/或描述的结构和/或元件和/或方法步骤可 以作为设计选择的通用实质而包含在任何其他公开或描述或建议的形式或 实施例中。因此本发明仅由所附权利要求书的范围限制。