基于微型阵列换能器的复合多角度平面波超快速超声成像

唐雨嘉 ，崔崤峣，李章剑，杨晨，蔡黎明，吕加兵，焦阳1 中国科学技术大学, 合肥市，3006 中国科学院 苏州生物医学工程技术研究所，苏州市，15163

0 引言

超声内窥镜成像采用安装在介入导管前端的微型超声换能器，结合光学内窥镜技术，利用超声波扫描获得人体内部脏器等组织的结构图像，用于帮助发现人体深部组织的病变或肿瘤浸润程度[1-3]。在超声成像领域，近年来出现的新技术——超声平面波超快速成像技术在弹性成像[4]、血流速度[5]等功能成像领域中运用广泛。与传统超声成像技术相比，平面波超快速成像技术采用换能器全阵元同发同收的序列方式，通过波束合成算法避免多次物理聚焦，从而提高成像速度，其帧频可达1 000～2 000帧/s[6]，可在有限的时间内获得更多帧图像，获取更多的信息，适于检测存在时间较短的信号。

而现有的超声内窥镜的成像方式基本采用传统B超成像的多次物理聚焦方式，客观上限制了相关方法的成像帧频，因此在超声内镜应用中无法采用基于剪切波传播过程快速追踪的辐射力成像等前沿方法。

为进一步探索适用于超声内窥镜成像的剪切波弹性成像的方法，本文通过计算机仿真平面波激励下的声场分析与优化，设计了一种可用于复合多角度平面波成像技术的微型内窥阵列超声换能器，并通过仿体实验验证本设计的成像效果。仿真结果和实验结果表明：适用于内窥式平面波超快速成像的换能器设计要充分考虑换能器不同结构参数的配合，才能同时满足尺寸与成像需求。该技术是基于微型超声阵列探头的内窥剪切波弹性成像、内窥多普勒快速血流显像等技术方法得以运用于临床实际的技术基础和前提条件。

1 平面波微型阵列换能器仿真与设计

1.1 平面波并发声场的有限元仿真

为获得微型阵列换能器激发平面波的声场结果，本文利用有限元方法对超声换能器成像系统进行理论上的数值分析与近似。有限元方法将待求声场的区域看作由许多互连子域所组成，对每一个互连子域假定合适的近似解，然后推导求解总声场的满足条件，得到待求区域声场的分布[7]。

考虑到内窥镜体内成像需求，超声探头的尺寸有严格的限制，需要对换能器阵元数、每个阵元参数等进行详细的仿真设计。基于超声换能器制作的现有工艺方法，选择压电陶瓷材料，初步设计一个16阵元的线阵换能器，中心频率为12 MHz，换能器阵元宽度和间隙分别设置为0.3 mm和0.025 mm。

首先，我们对设计的换能器进行声场仿真。声场的分布实际上是声压在介质内的分布，满足以下的推导式（1），其中ρ为声场介质的密度，qd为偶极域源（Dipole Domain Source），Qm为单极域源：

待求声场的边界是不传声的材质，边界各点声压满足式（2），边界声阻抗Zi满足式（3）：

在尽量接近实际制作工艺、合理设置边界条件的情况下，有限元方法可以获得与实际声场误差较小的仿真结果。声场仿真结果如图1所示。从时域内可以观察到，在较短的时间内，距离换能器声束发射表面5 mm处即可形成较稳定的平面波波形，快速、高质量的平面波的形成有助于在成像时形成高质量的回波数据。同时，其波束能量基本均匀分布在换能器的视场中央，比较全面地覆盖了微型换能器的理论成像视场。

1.2 平面波微型阵列换能器设计

基于声场仿真的参数，实验室制作完成了微型超声换能器，经声场回波测试可以测得该微型线阵换能器单个阵元的幅值信息。部分阵元的测量结果如图2所示。

图1 微型换能器声场仿真结果图Fig.1 Sound field simulation results

图2 换能器单个阵元测量结果图Fig.2 Results of a transducer element

对所有阵元幅值及频率信息进行汇总后，可以得到图3的性能统计结果。其中电压幅值在900～1 100 mV，中心频率在13～ 13.6 MHz范围内，整体看来波动范围较小，线阵阵元的一致性较好，符合线阵换能器的设计要求。

图3 换能器性能统计Fig.3 Transducer performance statistics

换能器的仿真参数与统计后得到的实际参数对比如表1所示。数值的误差在允许的范围之内，可以达到验证目标参数的平面波成像效果的目的。

表1 换能器参数对比Tab.1 Comparison of transducer parameters

在光学显微镜下，微型换能器的放大图如图4所示，总尺寸约为5 mm×4 mm，能够较好地满足内窥镜体内成像环境的要求。

图4 微型换能器放大图Fig.4 Micro transducer enlargement

2 超快速超声内窥成像方法

2.1 复合多角度平面波波束合成算法

超声平面波成像技术是超声领域中的一项新兴成像技术，不同于传统的聚焦超声成像，首先需要控制所有阵元同时发射，利用其主瓣形成的平面波波阵面来扫描感兴趣区域。波阵面沿发射方向传播，介质内带有散射系数的散射子造成波束的反射，这时需要控制换能器的所有阵元同时开启通道，以接收、存储含有散射子位置信息的回波数据[8-9]。

由于缺乏物理聚焦过程，平面波的成像需要通过延时叠加算法[10]来计算出散射子在成像区域内的位置。平面波延时叠加如图5所示。

图5 平面波延时叠加Fig.5 Time delays for planewave

平面波传播到参考点（x，z）后反射，可被x方向上的所有换能器阵元接收到，这里以阵元x1为例计算超声平面波的传播时间，并假设声波在介质内传播时的速度c是一恒定常数：

通过传播时间，可以筛选出x1阵元接收到的关于参考点（x，z）的数据，（x，z）的像素值则是由全部阵元接收到的数据筛选后相加得到。零角度平面波合成大幅提高了成像速度，接下来引入多角度平面波复合方法针对图像质量做出改进。

发射带有α角度的平面波，需根据不同换能器的结构参数、声音在介质中的传播速度进行计算，对每个阵元施加适当的时延。其中阵元上的时延满足以下关系：

带有发射角度的平面波在成像过程中满足图5（b）的几何关系，声束的传播时间是到达参考点和被x1阵元接收的两个时间之和：

通过不同角度平面波得到的数据叠加，图像全局的像素值差异远远高于零角度平面波成像。因此，多角度平面波叠加后提高了最终图像的对比度，帮助抵抗成像区域各散射子之间的回波干扰，提高了图像的质量[11]。

2.2 复合多角度超快速成像仿真

为了验证、评估微型线阵换能器用于平面波成像的性能，本文利用Field II软件进行了多个角度平面波复合成像仿真实验。模拟仿体的设置如图6所示。仿体内散射子分成三列，在阵元中心线及对称的两侧沿不同深度分布，其中每个相邻的散射子间距2 mm，仿体深度达20 mm。

图6 模拟仿体空间分布图Fig.6 The spatial distribution of phantom

Field II软件平台能够基于线性系统理论，通过内置函数模拟各种不同结构参数的超声换能器在不同工作方式下的波束发射和回波的情况[12]。在设置好的仿体环境中，通过Field II自带的函数令超声换能器所有阵元同发同收，模拟超声换能器发射、接收不同角度平面波的过程，并在多角度复合平面波成像算法的基础上完成仿真成像。为选择适于微型线阵的合成角度数目，平面波角度的设置以2o为间隔递增，并选择了多个角度数目的平面波进行仿真验证。

本研究主要考虑超声内窥镜体内成像应用，关注的成像深度距离超声换能器表面3 mm～13 mm。图7是探头在不同倾斜角度组合的平面波成像结果。从结果对比中可以看出，单角度平面波成像近场（3 mm～10 mm）扇形伪影明显，很难将散射子从背景中区分开来。由于微型线阵换能器的成像视野较小，且远场散射子在横向上分辨率较低，散射子的伪影几乎占据了所有的视场宽度。随着合成角度数目的增加，波束合成的计算量增大，近场散射子周围的伪影逐渐减少，远场的散射点逐渐清晰，可以很好地区分处于同一行位置的散射点。当复合角度数目大于9时，图像两侧散射点的伪影已经基本消除，目标点清晰，同时不同角度数目的图像质量基本持平，不再随着数目的增加而改善。综合成像质量以及计算量的考虑，11角度是较合适的角度数目。

3 实验验证

3.1 复合多角度平面波超快速成像实验设计

通过仿真模拟计算，用于超声内窥镜平面波成像的微型超声换能器设计，已经有了初步的结果。下面将通过实验，对实验室自行研制的16阵元微型线阵换能器的实际成像效果进行进一步评估，线阵换能器中心频率为12 MHz，阵元宽度和间隙为0.3 mm和0.025 mm。

本文采用Verasonics-Vantage 64 LE HF超声成像设备仪器，完成微型超声换能器的数据采集及成像结果显示。作为科学研究内主流的硬件成像系统，Verasonics-Vantage 64 LE HF提供了多参数可调的开放式实验平台，保证超声成像系统的任何参数及方法都可以被自定义。

微型换能器被固定在距离、三维角度可以精确调整的夹具上，避免手持换能器造成抖动，以便在成像时获得最清晰的成像结果。实验选择对水中紧绷的细鱼线仿体成像，测试换能器对微小目标点的分辨率。全部的成像实验平台搭建完成后如图8所示。

3.2 成像结果与讨论

考虑到硬件系统，进行成像测试时选择NS200BW模式，采样频率是换能器中心频率的四倍，满足奈奎斯特定律，同时控制换能器的发射模式处于多角度的平面波发射模式，角度区间设置为[-10o，10o]，共11个角度的平面波。

图7 单角度及多角度平面波成像结果Fig.7 Single-angle & multi-angle plane wave imaging results

图8 成像实验平台Fig.8 Imaging experimental platform

对接收到的回波数据进行多角度平面波波束合成算法处理，可以得到如图9所示的成像结果。图9(a)、9(b)的目标点分别位于距换能器表面约3 mm和7 mm的深度位置，处于成像近场，目标点清晰，下方有轻微伪影。图9(c)为远场目标点的成像结果，目标点位于15 mm左右的深度，清晰度有所下降。这是由于在实际的成像环境中，换能器发射声束在仿体内存在较大的衰减，能量随深度的加深而降低，回波质量也有所降低。但远场目标点的位置明亮，可与伪影明显区分。

图9 实验平台结果Fig.9 Experimental platform results

取不同深度的目标点所在行所有数据，计算归一化幅度，即三幅图像的横向分辨率，如图10所示。以目标点的分辨率为参照，其余背景与目标点分辨率之差基本达到30 dB以上，伪影分辨率大致在-20 dB之下，可以轻易与背景区分开来。成像结果表明，在保证远场成像质量基础上，平面波超快速成像技术还可在近场达到较好的成像效果，对于内窥环境来说，可以观察到更多近场的组织图像，因而此参数的平面波微型阵列换能器的可靠性得到了验证。

图10 横向分辨率Fig.10 Lateral resolution

4 结语

本文主要针对超声内窥镜体内成像应用，设计并研制了一款可以适用于超声内窥镜平面波成像的16阵元微型线阵换能器，并对其平面波成像效果进行了计算机仿真实验和仿体实验评估。实验结果表明了所设计的微型线阵换能器可以很好地为平面波超快速成像所用，本研究为进一步实现超声内窥环境下的辐射力弹性成像、高速血流多普勒成像等技术奠定了良好的基础。目前，已有的成像结果是基于基础的多角度平面波成像算法，没有考虑复杂的实际成像环境，未对回波信号进行滤波等处理，成像质量仍然有待提升。因而下一步的研究方向是通过改进波束合成方法，提高平面波超快速成像技术在微型线阵换能器上的成像质量。