本發(fā)明涉及超聲影像設備，更具體地，涉及一種心內超聲換能器陣列的設計優(yōu)化方法、設備、介質和程序產品。

背景技術：

1、在醫(yī)學領域，超聲成像技術作為不可或缺的工具，廣泛應用于心臟、腹部、血管等多個系統(tǒng)的檢查，為臨床決策提供了重要的影像學依據。血管內超聲換能器與心腔內超聲換能器作為超聲成像技術的前沿發(fā)展方向，展現出了巨大的應用潛力。這些微型化的超聲探頭能夠直接介入人體血管或心腔內部，提供高分辨率的影像信息，對于心血管疾病的精準診斷與個性化治療方案的制定具有重要意義。盡管這些技術已在臨床上實現了初步應用，但仍面臨一系列技術挑戰(zhàn)，包括但不限于微型化設計與制造工藝的進一步優(yōu)化、圖像質量的持續(xù)提升、實時三維成像技術的突破，以及在復雜生理環(huán)境中保持性能穩(wěn)定的難題?？朔@些挑戰(zhàn)將是推動血管內與心腔內超聲技術進一步發(fā)展與普及的關鍵。

2、由于換能器陣列規(guī)則的陣元排布，在進行超聲波掃查時，常常在超聲波聚焦區(qū)域外形成聲能量的次極大，即所謂的換能器柵瓣。柵瓣能量的聚集將導致基于超聲換能器陣列獲取的超聲影像出現顯著的偽影，從而破壞圖像質量降低臨床診斷的質量；同時，由于柵瓣的顯著程度常伴隨超聲換能器陣列的偏轉方向、聚焦深度而變化，因此柵瓣也限制了換能器的有效成像范圍。理想的柵瓣抑制方法，需要使換能器陣元的尺寸小于超聲波波長的二分之一，但這無疑極大程度的增加了換能器陣元數目，并使與之相關的電路連接變得異常復雜，增加了制備工藝難度和的風險。

3、心內超聲換能器通常由導管經過股動脈進入到心房，受限于動脈的內壁直徑，可供換能器陣元和電路堆疊的尺寸十分有限，因此優(yōu)化陣元連接和電路設計是一個重要的突破方向。為了精簡電路連接并使前端探討與后端控制系統(tǒng)間高效傳遞數據，karaman和o’donnell采用了合成孔徑的方案（ ieee?trans.?ultrason.?ferroelectr.?freq.?control,42(3):429-442,1995），合成孔徑成像利用相同更少的換能器陣元次序的發(fā)射并合成目標圖像，可以減少對通道數目的需求，但是該方案存在數據存儲、低信噪比以及圖像運動偽影等問題；johnson等人采用了結合合成發(fā)射孔徑和合成接收孔徑的相控子陣處理（ ieee? trans.?ultrason.?ferroelectr.?freq.?control,?52(1):51-64,2005），每次發(fā)射僅利用接收孔徑的一個子陣對低分辨率圖像進行波束形成，從而可以減小通道數，由這些低分辨率圖像通過插值、加權、求和、濾波等過程形成高分辨率圖像，但該方法存在焦域外成像質量、幀率下降，以及運動偽影的問題。

技術實現思路

1、本發(fā)明旨在至少解決現有技術中存在的技術問題之一。為此，本發(fā)明提供一種心內超聲換能器陣列的設計優(yōu)化方法、設備、介質和程序產品；本發(fā)明方法可以有效抑制超聲換能器陣列柵瓣，還在有限空間限制下，優(yōu)化陣元連接和電路設計的同時，維持超聲換能器陣列的成像性能，以獲取高質量的成像質量，供進一步的臨床精準診斷是現有技術亟待解決的問題。

2、本技術第一方面公開一種心內超聲換能器陣列的設計優(yōu)化方法，所述方法包括：

3、s1，獲取超聲換能器陣列的編組方案和獨立陣元，基于編組方案對所述獨立陣元進行編組形成至少兩個獨立的等效子孔徑；

4、s2，以超聲換能器陣列的幾何中心為原點建立球坐標系(r,θ,φ)，基于所述球坐標系確定預偏轉焦點(r0,θ0,φ0)表征陣列的預偏轉方向，以及成像焦點?(r1,θ0,φ0)；計算位于陣列中心的等效子孔徑內各陣元的幾何中心坐標與預偏轉焦點(r0,θ0,φ0)的飛行時間，得到靜態(tài)時延 τ1( m1, n1)；

5、s3，計算各等效子孔徑幾何中心坐標與成像焦點?(r1,θ0,φ0)的飛行時間，得到各等效子孔徑的動態(tài)時延τ2(m2,n2)；

6、s4，基于靜態(tài)時延和動態(tài)時延，結合超聲換能器陣列的幾何參數和聲學參數，通過計算機仿真得到空間聲場p。

7、在一些實施例中，所述編組方案通過以下方法得到：確定微型波束形成器的等效子孔徑尺寸(m1,n1)，選取空間相鄰、長度方向為m1和高度方向為n1個陣元構成單一等效子孔徑；

8、可選的，所述單一等效子孔徑的數目為(m2,n2)；

9、可選的，m1、m2、n1、n2均為正整數。

10、在一些實施例中，所述獨立陣元為切割后呈二維分布的陣元，得到其方法包括：根據超聲換能器陣列的幾何和聲學參數，對所述超聲換能器的內匹配層、壓電材料層和去匹配層進行切割形成空隙和電學隔斷，分別構成多個獨立陣元；

11、可選的，所述幾何參數包括以下任一種或幾種：陣列外徑、陣元長度、陣元高度、陣元間距和數目（m,n）；

12、可選的，所述聲學參數包括以下任一種或幾種：發(fā)射中心頻率、激勵信號s(t)、時延離散化步長δτ、視場范圍。

13、在一些實施例中，多個獨立陣元沿著換能器陣列長度方向和高度方向呈二維規(guī)則分布，每個陣元電學連通；

14、可選的，陣元長度和陣元高度相等或者不相等；

15、可選的，沿著長度方向和高度方向的編組陣元數目相等或不相等。

16、在一些實施例中，所述方法還包括：遍歷超聲換能器陣列，構成獨立的等效子孔徑。

17、在一些實施例中，所有等效子孔徑內序號相同的陣元具有相同的靜態(tài)時延；

18、可選的，任一個等效子孔徑內部各陣元具有相同的動態(tài)時延；

19、可選的，m1?=?1,?2,?…,?m1，n1?=?1,?2,?…,?n1；

20、可選的，m2?=?1,?2,?…,?m2，n2?=?1,?2,?…,?n2。

21、在一些實施例中，所述s4包括：

22、s401，獲取感興趣研究平面中的離散空間點，逐離散空間點計算單個等效子孔徑內各陣元（m1，n1）隨時間t的空間脈沖響應hm1,n1(x,y,t)，遍歷等效子孔徑得到超聲換能器中每個陣元與各個離散空間點對應的空間脈沖響應；

23、s402，以s2中的靜態(tài)時延作為信號延時量，對所述空間脈沖響應 h m1, n1( x, y, t)沿時間 t方向進行時延校正，得到校正后各陣元的空間脈沖響應；對于單一等效子孔徑，將孔徑內各陣元的空間脈沖響應 h m1, n1( x, y, t)疊加得到表征該單一等效子孔徑的空間脈沖響應 h m2 ,n2( x, y, t)；重復s402步驟，遍歷得到所有等效子孔徑的空間脈沖響應 h m2 ,n2( x, y, t)；

24、s403，基于所述激勵信號 s( t)和所述單一等效子孔徑的空間脈沖響應 h m2 ,n2( x, y, t)計算得到各離散空間點隨時間的波形響應，遍歷所有子孔徑得到對應的波形響應為 p m2 ,n2( x, y, t)；

25、s404，基于所述動態(tài)時延對所述波形響應為pm2,n2(x,y,t)進行延時校正，并疊加延時校正后的波形響應得到空間聲場p；

26、可選的，所述離散空間點記做（x，y），x表示超聲換能器長度方向的離散空間點，y表示超聲換能器高度方向的離散空間點，其中，x?=?1,?…,?x，y?=?1,?…,?y。

27、本技術第三方面公開一種計算機設備，所述設備包括：存儲器和處理器；所述存儲器用于存儲計算機程序；所述處理器執(zhí)行所述計算機程序以實現上述方法的步驟。

28、本技術第四方面公開一種計算機可讀存儲介質，其上存儲有計算機程序，所述計算機程序被處理器執(zhí)行時實現上述的方法的步驟。

29、本技術第五方面公開一種計算機程序產品，包括計算機程序，該計算機程序被處理器執(zhí)行時實現上述的方法的步驟。

30、本技術具有以下有益效果：

31、1、本技術創(chuàng)新性的公開一種心內超聲換能器陣列的設計優(yōu)化方法，該方法首先對靜態(tài)時延和動態(tài)時延的計算方法進行優(yōu)化，再從陣列編組、波束預偏轉和二級時延校正等角度進行優(yōu)化，獲得了柵瓣能量顯著抑制、視場范圍大和電路結構簡單的優(yōu)勢。該方法能夠精確模擬換能器陣列的聲場分布和波束形成過程，為換能器的優(yōu)化設計提供了強有力的理論支持。通過這種仿真方法，研發(fā)人員可以在實際制造前預測和評估不同設計參數對換能器性能的影響，從而大幅縮短開發(fā)周期，降低研發(fā)成本，并確保最終產品的性能達到預期目標。這些創(chuàng)新使得該心內超聲換能器陣列能夠在小型化的同時提供高質量、高可靠性的超聲圖像，為心臟疾病的精確診斷和微創(chuàng)治療提供了強有力的工具。

32、2、本技術創(chuàng)新性的公開一種心內超聲換能器陣列及其設計優(yōu)化方法，其采用多層堆疊結構實現了高效的聲波傳輸和電信號轉換，同時高度集成的設計大大減小了系統(tǒng)體積，使其適合于心內應用；通過精確切割形成的二維陣元排布，結合創(chuàng)新的等效子孔徑設計，不僅提高了系統(tǒng)的成像分辨率和幀率，還有效抑制了柵瓣能量，顯著改善了圖像質量；采用專用集成電路進行初步信號處理，簡化了整體電路設計，既優(yōu)化了系統(tǒng)性能，又降低了制造成本和功耗。