组合光声和超声成像仪的时序控制器

本公开涉及有关光声和超声成像的系统和方法。

光声(PA)断层摄影是新兴的医学成像模态。(参见例如S.Manohar、 A.Kharine、J.C.G.van Hespen、W.Steenbergen和T.G.van Leeuwen在 Phyiscs in Medicine and Biology第50卷第11期第2543-2557页(2005年6 月)上发表的“The Twente Photoacoustic Mammoscope：system overview and performance”；以及M.Xu和L.Wang在Physical Review E第71卷第1期 第16706页(2005)上发表的“Universal back-projection algorithm for photoacoustic computer tomography”)。向感兴趣对象(例如人类或动物组织) 发射短激光脉冲。激光能量被对象体内的结构所吸收，从而造成快速的温 度增加和热膨胀。这一热膨胀使得超声波传播通过对象，此时由置于对象 表面上的超声换能器接收所述超声波。将这些信号进行波束形成，以便以 激光的波长生成对象的吸收率图像。由于激光辐射在对象体内受到散射， 因此照射没有强烈地聚焦，并且图像能够由单个激光脉冲形成。为了提高 信噪比，可将若干这些图像进行平均。

超声成像是已确立的医学成像模态。通过将聚焦的超声能量脉冲发射 到身体内来形成图像。所述脉冲被身体内各个结构间的边界所反射。所述 反射传播返回到超声换能器，然后进行波束形成以建立一条A线。每次发 射用于形成超声图像的一条线。从而通过多次发射形成超声图像。

近来人们一直感兴趣于执行光声成像与超声成像的组合。(参见例如J. Niederhauser、M.Jaeger、R.Lemor、P.Weber和M.Frenz在Ieee Transactions on Medical Imaging第24卷第4期第436-440页(2005年4月)上发表的 “Combined Ultrasound and Optoacoustic System for Real-Time High-Contrast Vascular Imaging in Vivo”)。迄今为止，这些系统已经在两种模式中进行操 作：生成光声图像或超声图像。虽然的很多硬件和处理都为这两种成像类 型所共用，但是没有一个系统能够同时实现两者。

工业上仍然有同时使用前述各成像系统的需要。现有的系统针对光声 和超声成像以分别的模式进行操作。使用这样的系统，有可能以光声模式 获得一幅图像，然后切换到超声模式获得同一对象的超声图像。

这两种模式(光声和超声)以不同的帧率进行操作。对于光声而言， 帧率常常受激光重复率的限制。对于典型的激光系统而言，重复率可以是 10Hz，因而允许10Hz的帧率。对于某些应用而言，激光发射率还受安全 考虑的限制。对于超声而言，典型地，帧率取决于超声脉冲传播到最深的 感兴趣组织并返回换能器所花费的时间。而且，在连续发射之间可能存在 “停滞时间(dead-time)”以防止来自先前发射的反射干扰。超声帧率对于 10cm的成像深度和128条图像线而言典型地为60Hz。

目前，两种模式的系统具有若干缺点。要求系统用户在两种模式间进 行切换，造成延迟并消耗无效劳动。此外，在两幅图像间进行切换所耗用 的时间期间可能发生对象的移动。这样，对象在两幅图像中没有处于相同 位置，从而造成不期望的结果。别的缺点是降低了每种模态的平均帧率， 因为它不能在成像仪处于另一模式时进行操作。

本公开提供了实时生成光声图像和超声图像的系统和方法。在优选实 施例中，公开了一种成像系统，其具有适于在样本内生成光声信号的照射 系统；适于发射超声波、接收超声信号并接收光声信号的至少第一换能器； 以及适于与所述照射系统和换能器进行通信的时序控制单元。所述时序控 制单元适于控制照射系统的时序以及换能器的时序，使得在输出光声信号 之间发射超声波。所述照射系统可以是激光、脉冲式微波频率辐射源或其 组合。所发射的超声波可以是聚焦波束、导引的平面波、有限衍射波束、 合成孔径波束或其组合。当超声波传播通过样本时，它们将被样本反射、 散射、吸收和折射。单个换能器可以既用于发射超声波又用于接收超声信 号。在这种情形中，接收到的超声信号称之为脉冲回波(PE)信号。或者， 可以将分立的发射和接收换能器置于样本的两侧以生成穿透(through transmission)的超声信号。

在优选的实施例中，所述照射系统是适于生成激光脉冲信号的激光器。 激光能量被样本吸收，从而生成光声信号。典型地，分别对超声信号和光 声信号进行处理以生成超声图像和光声图像。然后可将这些图像组合并在 显示系统上进行显示。

时序控制单元适于生成多个通信信号，其特征在于(i)信号A适于与 所述照射系统进行通信，(ii)信号B适于与发射波束形成器进行通信；以 及(iii)信号C适于与接收波束形成器进行通信。所述照射系统以能量波 束为特征，其中，将所述能量波束耦合到适于照射样本的光传输系统，其 中，所述光传输系统包括反射镜和适于增加波束面积以照射样本的更多面 积的发散透镜。如果所述能量源是脉冲微波频率辐射源，则使用波导管而 不使用光传输系统。发射波束形成器适于与所述换能器进行通信。示例性 系统具有适于促进在换能器、发射波束形成器和接收波束形成器间进行通 信的复用器(MUX)。

接收波束形成器适于存储来自换能器的信号，并根据如何生成这些信 号来施加适当的处理。所述接收波束形成器适于分别将超声图像和光声图 像存储在超声帧缓冲器和光声帧缓冲器中，随后在图像组合器中将所存储 的超声图像和光声图像进行组合，并在显示系统上显示所组合的图像。

时序控制器单元包括计数器1，其适于(a)与时钟进行通信，(b)是 第一分频器，其对D1/Tc值进行计数，从而生成第一输出脉冲，其中，第 一输出脉冲的第一部分由延迟项D3进行延迟，其中，延迟输出脉冲的第一 部分是信号A，而延迟输出脉冲的第二部分进一步由单稳态触发电路2项 D5延迟以生成信号C，以及(c)发射第一输出脉冲的第二部分，其由称 为D2的单稳态触发电路1进行延迟。时序控制单元进一步包括计数器2， 其适于(a)与时钟进行通信，(b)接收来自单稳态触发电路1的延迟输出 脉冲的第一部分，以及(c)是第二分频器并对D3/Tc值进行计数，从而生 成第二输出脉冲。时序控制单元进一步包括“与”门，其适于接收(a)计 数器2的输出脉冲以及(b)单稳态触发电路1的延迟输出脉冲的第二部分， 从而生成信号B。

所述换能器可以是单聚焦元件、元件阵列、微型波束形成阵列、合成 孔径阵列或其组合。如果所述换能器是合成孔径阵列，则其应当适于通过 将合成孔径阵列移动到样本上的不同位置并在每个位置上进行测量而形成 超声信号。

在示例性实施例中，描述了一种使用多个换能器的成像系统，其中， 至少一个换能器适于接收一部分超声信号，至少另一个换能器适于发射超 声波，以及至少另一个换能器适于接收光声信号，从而生成多组测量，其 中，时序控制单元适于用来防止多组测量间的声学干扰。时序控制单元适 于进行编程以生成多个延迟时间，从而防止信号干扰。时序控制单元适于 应用到脉管系统、甲状腺、皮肤、乳腺、四肢以及任何其他浅表身体部位 或其组合的医学成像。

本公开还描述了一种生成样本的组合光声和超声图像的方法，包括如 下步骤：对时序控制单元进行编程，使其适于与(i)适于生成光声信号的 照射系统，(ii)适于生成超声波的超声成像器件，以及(iii)接收波束形 成器进行通信；用所述照射系统对样本进行照射，以生成光声信号；由信 号接收器件(例如换能器)接收输出光声信号，然后向样本发射超声波， 并由信号接收器件接收输出超声信号，其中，所述接收器件与分别处理所 述信号以生成光声图像和超声图像的接收波束形成器进行通信，将所述图 像传送给适于生成组合图像的图像组合器，然后将组合的图像传送给显示 系统。

从说明书中，特别是当结合附图进行阅读时，所公开的系统和方法的 附加特征、功能和好处将变得显然。

为了帮助本领域普通技术人员制造和使用所公开的系统和方法，将各 幅附图作为参考，其附图中：

图1是示出了组合成像系统的示意图；

图2是示出了由时序控制单元生成的信号的时序的示意图；

图3是示出了时序控制单元的硬件实现的示意图；

图4是示出了时序控制单元的硬件实现的延迟时间的示意图。

本公开描述了一种用于时序控制单元的系统和方法，其控制照射系统 发送信号的时间，以适于在样本内生成光声(PA)信号，及将超声波射到 介质中。该时序控制单元适于防止不同声学信号间的信号干扰。所述系统 运行组合成像模式，由此光声信号器件(典型的为激光)能以其最大重复 率，例如10Hz进行射击，而超声波可在照射系统各次发射之间进行发射。

时序控制单元通过无需在不同成像模式之间切换，减少各次采集之间 的时间(因此减少来自对象移动所造成的中断)，防止信号干扰，以及能使 每种模态运行到其最佳帧率，可以克服当前两种模式系统的至少一个缺点。

图1示出了组合成像系统优选实施例的示意图。适于在样本内生成光 声信号的照射系统(典型的为激光器)可以是Q开关Nd：YAG激光器，例 如由Quantel制造的Brilliant B。为了稳定的操作，优选的激光器可以以固 定脉冲重复率(例如10Hz或20Hz)进行操作。有可能按标称值的百分率 来改变所述重复率。然而，不能设定随意的脉冲重复。激光器的Q开关与 由至少一个时序控制单元所生成的信号A进行通信，从而控制激光射击的 时间。在示例性实施例中，信号A可与激光器的闪光灯进行通信。时序控 制单元还生成与发射波束形成器进行通信的信号B，和与接收波束形成器 进行通信的信号C。

在示例性实施例中，照射系统生成能量波束，其耦合至光传输系统， 从而对样本进行照射。图1示出了包括反射镜和发散透镜的样本光传输系 统。所述发散透镜能够增加波束的面积，从而增加样本照射的面积。对样 本进行照射在该样本内生成光声信号。

图1的时序控制单元连接至少一个提供时序基准信号的时钟。发射波 束形成器生成向换能器施加的电脉冲。在示例性实施例中，换能器具有压 电元件阵列，其通常能够发射超声波、接收超声信号和接收PA信号。当由 来自时序控制单元的信号B启动发射波束形成器时，生成高电压脉冲。在 示例性实施例中，所述高电压脉冲信号经复用器与换能器的压电元件进行 通信，从而对换能器的超声发射进行控制。为了聚焦超声波，发射波束形 成器在不同换能器元件上按不同的时间量对脉冲进行延迟。

图1的复用器(MUX)通常将换能器与发射波束形成器或接收波束形 成器进行连接。这可确保不将高发射电压施加给接收波束形成器的灵敏接 收电路。接收波束形成器存储来自换能器每个元件的信号，并根据如何生 成这些信号而施加适当的处理。在示例性实施例中，超声信号可以是脉冲 回波超声信号。对于脉冲回波超声信号而言，将时间延迟施加给每个元件 信号，然后将它们求和，从而形成单个A线。使用超声波在介质中传播并 再次返回(往返行程)所花费的时间来计算所述延迟。对于光声信号而言， 可执行类似的延迟-求和操作，但要使用不同的时间延迟。由于光速比声速 快的多，因此激光照射不会花费显著的时间来穿透样本，并且同时立即生 成贯穿样本的PA信号。光声信号的时间延迟因此等于从样本到换能器的单 向传播。或者，可以执行傅立叶域的重建(参见例如M.Soumekh在IEEE Transactions on Image Processing第8卷第11期第1608-1618页(1999年11 月)上的“Depth-Focused Interior Echo Imaging”)。

来自时序控制单元的信号C与接收波束形成器进行通信。使用信号C 可以控制接收波束形成器的操作。超声信号和光声信号在被图像组合器组 合并在显示系统上显示之前，可以存储在帧缓冲器中。

为了进一步说明与公开系统和方法有关的用途和优势，将下列示例作 为参考。然而，可以理解，这些示例并不限制本公开的范围，而仅是示例 性实施和/或其效用的说明：

示例1

时序控制单元的操作：

在本示例中，使用一个时序控制单元。下面图2中示意性示出了由时 序控制单元生成的信号的时序。信号A是激光触发器控制信号，信号B控 制超声发射，而信号C是接收波束形成器控制信号。信号A以特定的频率 (例如10Hz：D1＝100ms)出现。D2是激光触发器和下一次超声发射之 间的延迟。D2＝(激光触发器和样本照射之间的时间)+(超声从样本传 播到换能器的时间)+(光声(PA)停滞时间)。

对于若干应用而言，激光触发器和被照射样本之间的时间与其他时序 项相比是小的，并将在以下描述中忽略。在示例性实施例中，使用直径10cm 的样本并且假设声速为1540m/s，光声超声脉冲传播到换能器所需的时间＝ 0.1m/1540m/s＝65μs。PA停滞时间要求能够使样本内的超声光声混响 (reverberation)消散掉。如果不存在停滞时间，则这些混响可在随后的脉 冲回波信号期间被换能器所接收，并被误认为是脉冲回波信号的一部分。

信号B控制超声发射信号。在示例性实施例中，超声发射信号是脉冲 回波发射信号。如图2所示，在各次激光射击之间，一旦由激光照射所生 成的PA信号已经被换能器接收(D2结束)，就发射超声脉冲。连续的脉冲 回波发射之间的时间是D3：

D3＝(脉冲回波发射之间的时间)＝2d/c+(脉冲回波停滞时间)， 其中，d是最大成像深度，而c是样本中的声速；例如：当d＝10cm而 c＝1540m/s时，则2d/c＝130μs。脉冲回波停滞时间确保在脉冲回波信号的 输出中不随意表现来自比样本中特定成像区域更深的部位的混响或反射。

由下述表达式确定各激光脉冲之间脉冲回波信号发射的数量，N_PE 发射＝floor((D1-D2)/D3)。(例如，N_PE_发射＝floor(100ms-65μs/130μs) ＝768)。由接收的超声信号所产生的超声图像包括众多脉冲回波信号发射， 通常介于100与200之间。因此，在各激光脉冲之间可获得若干脉冲回波 帧。一些脉冲回波帧可能被激光脉冲所中断，如图2中脉冲回波帧16所示。 图2示出了每帧中仅有少数超声发射的示例性示意图。

信号C是接收波束形成器控制信号。当信号C为低时，波束形成器将 在接收到的超声信号上执行PA处理。当信号C为高时，波束形成器将在 接收到的信号上执行脉冲回波处理。以这样的方式生成由时序控制单元生 成的信号C，即使得根据接收到的信号是PA信号还是脉冲回波信号来对所 述接收到的信号施加正确类型的处理。例如，它控制是使用往返行程还是 单向的波束形成延迟。低信号的持续时间由以下表达式确定，D5＝(超声 从样本传播到换能器的时间)+(PA停滞时间)。(例如，D5＝65μs)。高信 号的持续时间由以下表达式确定，D4＝D1-D5。

示例2

图3示出了时序控制单元的结构。图4示出了时序控制单元硬件实现 的延迟时间。在示例性实施例中，时钟具有大约40MHz的周期：时钟时间 (Tc)＝25ns。计数器1充当分频器并对D1/Tc的值进行计数，然后在其输 出端生成脉冲。因此，该输出具有D1周期。输出信号由延迟元件进行延迟， 其具有D3的值。该延迟信号是信号A，激光触发器信号。

计数器2同样充当分频器。它对D3/Tc的值进行计数，然后在其输出 端生成脉冲，从而具有D3周期。对于操作期间的大部分时间而言，单稳态 触发电路1的输出是高。在本示例性实施例中，计数器2的输出将通过“与” 门并形成信号B，从而触发具有D3周期的脉冲回波发射。

当计数器1的输出端生成脉冲时，单稳态触发电路1的输出对于持续 时间D2为低，从而生成一个给“与”门的输入。结果，信号B将为低并 且将没有超声脉冲进行射击。在D3延迟(其是足以完成脉冲回波循环的时 间)后，信号A将启动并将触发激光器。在时间D2之后，单稳态触发电 路1的输出将再次变成高。这一转换重置计数器2。在所述转换之后接着的 时间D3，信号B将再次射击并继续脉冲回波序列。

单稳态触发电路2用于生成信号C，从而生成除了在每次激光触发器 之后的时间D5外都是高的输出。

下面公开的各示例性实施例用于更准确地说明本公开。可以理解，这 些示例不是对于本公开范围的限制，而仅是说明示例性实施和/或其效应。 它们并非旨在限制本公开的范围。

可以使用标准集成电路、专用硬件(ASIC)或现场可编程门阵列实现 上述硬件。上面的时序信号同样可由软件，例如VxWorks的实时操作系统 生成。可对延迟(D1-D5)的值进行编程。这能够使这些延迟根据成像深 度、介质中的声速、激光参数等进行改变。另外，它们可进行动态调整， 例如根据介质中声速的测量值而变化。可以使用脉冲式微波频率辐射源代 替激光器或者两者的组合。使用替代类型的脉冲发射，或者诸如导引的平 面波、有限衍射波束或合成孔径波束的组合来形成超声图像。同样可以通 过穿透法(through transmission)形成只有超声的图像。在本公开中，可以 使用多个换能器。在示例性实施例中，第一换能器可用于发射超声波，而 第二换能器可用于接收超声信号。

超声换能器可以是单聚焦元件、微型波束形成阵列或元件阵列。它还 可以是通过将换能器移动到不同位置并在每个位置上进行测量而形成的合 成孔径阵列。示例性换能器可具有压电元件阵列，或者是电容式微加工超 声换能器(CMUT)。信号C可用于控制除接收波束形成器之外的其他处理 阶段。这样，对从照射系统激发和超声脉冲接收的信号可施加不同的处理。 例如，可以用不同的带宽滤波器对来自不同源的信号进行滤波。

可以由多个换能器进行PA和脉冲回波测量。在示例性实施例中，第一 换能器用于接收光声信号，而第二换能器用于接收超声信号。在使用多个 换能器的示例性实施例中，时序控制单元进一步用于防止多组测量间的声 学干扰。不必同时或相近时间在样本中生成超声信号和光声信号。

本公开可应用于医学成像。可将它并入组合超声和光声成像设备中。 这在形式上与现有的只有超声的成像设备，例如Philips iU22或iE33类似。 它可用于例如对脉管系统、甲状腺、皮肤、乳腺、身体的其他浅表部位或 其组合进行成像。它还以在介入手术中使用。光声信号可用于生成血液图 像，或造影剂(例如金纳米棒)的图像。

总之，本公开的系统和方法有效地给出了用于组合光声和超声成像系 统和方法的增强技术。

虽然已经参考示例性实施例极其实现描述了本公开，但是所公开的系 统和方法并不限于这些示例性实施例/实现。相反，如本领域技术人员从本 文提供的描述中显而易见的，所公开的系统和方法在不脱离本公开的精神 和范围的情况下可进行修改、变更和增强。因此，本公开明确包括这种在 其范围内的修改、变更和增强。