一種經(jīng)尿道的前列腺超聲診斷儀及換能器的制造方法
【技術(shù)領域】
[0001] 本實用新型涉及前列腺診斷儀，特別涉及一種經(jīng)尿道的前列腺超聲診斷儀及換能 器。
【背景技術(shù)】
[0002] 前列腺位于膀胱下方并圍繞尿道的起始部分，其最大橫徑約4cm，前后徑2cm，上 下徑3~4cm ;尿道直徑約5mm。受限于尿道的直徑，目前醫(yī)院使用的前列腺超聲診斷方式 通常有經(jīng)腹壁掃查方法、經(jīng)直腸法、經(jīng)會陰法。這些方法都要被其它較厚的人體組織阻隔。 目前離前列腺最近、頻率最高的超聲檢查方法是經(jīng)直腸檢查，如圖12所示，將經(jīng)直腸的超 聲探頭7經(jīng)過直，6進入前列腺5,超聲波需要經(jīng)過直腸壁、前列腺和直腸交界面從前列腺一 側(cè)進入前列腺，為了保證超聲信號的穿透能力，其工作頻率通常在6. 5MHz左右。
[0003] 醫(yī)療超聲檢測的軸向分辨率可以表示為：Ra = l/2*c*n/f (其中c表示聲速、η表 示脈沖周期、f表示中心頻率），在6. 5MHz時約為346um(l/2*1500m*Hz/6. 5ΜΗζ*3)。
[0004] 醫(yī)療超聲檢測的橫向分辨率可以表示為：R1 = F#*c/f (其中c表示聲速、η表示脈 沖周期、F#表示成像距離與探頭孔徑的比值），在6. 5MHz時約為2307um(4cm/4mm*1500m*H z/6. 5MHz)。
[0005] 現(xiàn)有的醫(yī)療超聲檢測的分辨率都比較低，可能會影響臨床檢測的準確性，因此，有 必要提出一種提尚分辨率的超聲檢測系統(tǒng)。 【實用新型內(nèi)容】
[0006] 本實用新型針對上述現(xiàn)有技術(shù)中存在的問題，提出一種經(jīng)尿道的前列腺超聲診斷 儀及換能器，其利用超聲導管將體內(nèi)超聲換能器經(jīng)尿道傳送到前列腺待測部位，有效減小 了檢測距離，可以有效提高工作頻率，進而提高其軸向分辨率和橫向分辨率，確保臨床檢測 的準確性。
[0007] 為解決上述技術(shù)問題，本實用新型是通過如下技術(shù)方案實現(xiàn)的：
[0008] 本實用新型提供一種經(jīng)尿道的前列腺超聲診斷儀，其包括：
[0009] 超聲導管，所述超聲導管的前端安裝有前列腺內(nèi)超聲換能器；所述超聲導管的直 徑為〇· 5mm~5mm ;所述前列腺內(nèi)超聲換能器的中心頻率為10MHz~100MHz，所述超聲導管 用于經(jīng)尿道將所述前列腺內(nèi)超聲換能器送入前列腺待測部位；
[0010] 回撤/驅(qū)動裝置；
[0011] 以及電子成像系統(tǒng)，其上裝載有重建圖像的電子部件；其中：
[0012] 所述超聲導管的后端與所述回撤/驅(qū)動裝置相連；所述回撤/驅(qū)動裝置與所述電 子成像系統(tǒng)相連。
[0013] 本實用新型的前列腺內(nèi)超聲換能器為微型傳感器，可經(jīng)尿道（直徑一般小于5_) 進入前列腺部位。所述回撤/驅(qū)動裝置先由導絲將超聲導管送至前列腺部位，然后緩慢回 撤超聲導管進行超聲檢查，就可以在電子成像系統(tǒng)的顯示屏上看到一系列的前列腺橫斷面 圖像和三維圖像，輔助臨床醫(yī)生對前列腺內(nèi)病變進行診斷，通過其成像圖像也可以引導醫(yī) 生進行手術(shù)或做活體組織檢查。
[0014] 本實用新型將超聲換能器經(jīng)尿道送入前列腺部位，縮短了檢測距離，降低了前列 腺成像環(huán)境的散射強度；頻率越高單位距離的衰減越大，為了保證信號的強度，頻率與成像 距離成反比；因此檢測距離縮短之后，可以提高工作頻率，進而提高超聲前列腺檢測圖像的 分辨率，使臨床檢測更準確。
[0015] 較佳地，所述前列腺內(nèi)超聲換能器為單波束超聲換能器或圓柱型陣列超聲換能 器；
[0016] 當所述前列腺內(nèi)超聲換能器為單波束超聲換能器時，所述前列腺內(nèi)超聲換能器在 所述超聲導管的作用下360度旋轉(zhuǎn)；
[0017] 當所述前列腺內(nèi)超聲換能器圓柱型陣列超聲換能器時，所述前列腺內(nèi)超聲換能器 包括多個沿圓柱面360度分布的超聲換能單元。
[0018] 本實用新型所述的超聲導管的設計主要有兩種：機械旋轉(zhuǎn)式和電子相控陣式。機 械旋轉(zhuǎn)式是通過單個陣元的換能器在360度范圍內(nèi)的旋轉(zhuǎn)，并發(fā)射超聲波，同時將前列腺 截面反射回的聲波采集，通過圖像處理，得到前列腺橫截面圖像，此時回撤裝置將兼有驅(qū)動 換能器旋轉(zhuǎn)的功能。電子相控陣式的換能器呈圓柱型排列，無需旋轉(zhuǎn)，利用電子延遲激勵的 方法，將前列腺截面反射回的聲波采集，圖像處理后得到前列腺橫截面圖像。
[0019] 與這兩種設計相對應的換能器有兩種，分別為：（1)單波束的單陣元平面換能器、 單波束的單陣元曲面換能器（如圖1所示）；（2)單波束的多陣元環(huán)狀換能器（如圖6、如 圖7、如圖8所示）、圓柱型陣列的換能器（如圖2所示）。
[0020] 較佳地，所述前列腺內(nèi)超聲換能器為前列腺內(nèi)超聲聚焦換能器，可以通過對超聲 換能器的自身結(jié)構(gòu)進行改進使其具有聚焦功能，也可在超聲換能器的前端加聚焦單元。
[0021] 醫(yī)療超聲檢測的聲強度定義為單位面積上的聲能量，即等于總能W和波束面積的 比：

[0023] 顯然，對于給定的聲功率，減小波束面積S，便能增加聲強度I，從而提高成像檢測 的信噪比。
[0024] 對于給定的空間角(1Ω，超聲散射聲強度是 對空 間的體積積分。其中Sv是體積散射系數(shù)。dv是散射體積元，定義為
，其中： r是超聲換能器到目標的距離，c是聲速，τ是脈沖長度；b(4夢)和禱分別為發(fā)射和接 收的指向角因子，其原理如圖3所示。
[0025] 不難看出，減小指向角因子b(民勿和將直接提高成像檢測的分辨率。當 前列腺內(nèi)超聲換能器具有聚焦功能時，不僅減小了指向角因子b貌f)和b'(6^h提高了成 像檢測的分辨率；同時也減小了散射體積dv，進一步降低了前列腺內(nèi)環(huán)境的散射強度，從 而提高了成像檢測的信噪比（信號散射噪聲比），提高了成像的清晰度，即圖像的質(zhì)量。
[0026] 本實用新型聚焦超聲技術(shù)的實現(xiàn)按實現(xiàn)的方法可分為：（1)機械結(jié)構(gòu)聚焦；(2)電 子聚焦。機械結(jié)構(gòu)聚焦又可以分為整體聲學結(jié)構(gòu)聚焦和聲透鏡聚焦。
[0027] 較佳地，所述前列腺內(nèi)超聲換能器包括依次緊密連接的背襯層、壓電層及聲匹配 層；其中：
[0028] 所述背襯層和/或所述壓電層和/或所述聲匹配層具有機械曲面，其是采用整體 聲學結(jié)構(gòu)聚焦技術(shù)來實現(xiàn)聚焦，所述機械曲面的曲率半徑根據(jù)預定的焦距f確定，聚焦因 子K定義為焦距f和換能器孔徑d的比，即：K = f/d，孔徑d的尺寸可根據(jù)預定的聚焦因子 K和焦距f來確定。
[0029] 較佳地，所述前列腺內(nèi)超聲換能器包括依次緊密連接的背襯層、壓電層聲、匹配層 及聲透鏡；其中：
[0030] 所述聲透鏡具有機械曲面，其是聲透鏡聚焦，其曲率半徑根據(jù)預定的焦距f確定， 聚焦因子K定義為焦距f和換能器孔徑d的比，即：K = f/d，孔徑d的尺寸可根據(jù)預定的聚 焦因子K和焦距f來確定。
[0031] 較佳地，所述聲透鏡為平凸或平凹透鏡。
[0032] 較佳地，所述前列腺內(nèi)超聲聚焦換能器包括多個超聲換能單元以及多個延時電 路，其是電子聚焦；其中：
[0033] 每個所述超聲換能單元連接一個所述延時電路，用以補償聲波從焦點到各超 聲換能單元的聲程差所引起的時間差，聲程差和時間差根據(jù)預定的中心距離差來確 定；第i個超聲換能單元到中心軸線的距離SDi，由中心距離差01引入的聲程差為：
時間差1\為：
f為 焦距，C為聲速。
[0034] 較佳地，所述多個超聲